CN104081225A - 半导体放射线检测器以及核医学诊断装置 - Google Patents

半导体放射线检测器以及核医学诊断装置 Download PDF

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Abstract

本发明提供一种溴化铊半导体放射线检测器、以及使用了其的核医学诊断装置，所述溴化铊半导体放射线检测器即使在长时间的测量中也噪声增大少并且可获得稳定的测量性能。在使用溴化铊作为由负电极以及正电极(112、113)夹持的半导体晶体(111)而成的半导体放射线检测器(101A)中，形成了如下构成：用钝化层(114)被覆了半导体晶体(111)的表面之中除了被负电极或者正电极(112、113)被覆的面以外的剩余面，该钝化层(114)由铊的氟化物、铊的氯化物这两种物质之中的任一种物质、或者前述两种物质之中的任一种物质与铊的溴化物的混合物构成。

Description

半导体放射线检测器以及核医学诊断装置
技术领域
本发明涉及半导体放射线检测器以及核医学诊断装置。
背景技术
近年来，使用了测量γ射线等放射线的放射线检测器的核医学诊断装置正在广泛普及。代表性的核医学诊断装置是伽玛相机装置、单光子发射断层摄像装置(SPECT(Single Photon Emission Computed Tomography)摄像装置)、正电子发射型断层摄像装置(PET(Positron Emission Tomography)摄像装置)等。另外，作为针对考虑国土安全保障(Homeland Security)的对象的对策之一，存在放射能炸弹恐怖对策，因为放射线检测器的需求正在增大。
作为这些放射线检测器，以往使用组合了闪烁器和光电倍增管的放射线检测器，但近年来，使用了碲化镉、镉/锌/碲、镓砷、溴化铊等半导体晶体的半导体放射线检测器的技术受到关注。
关于半导体放射线检测器，由于其是将通过放射线与半导体晶体的相互作用而产生的电荷收集于电极并转换为电信号的构成，因而与使用了闪烁器的放射线检测器相比，具有向电信号的转换效率良好、且能够小型化等各种特点。
半导体放射线检测器例如具备板状的半导体晶体、形成于该半导体晶体的一个面的负电极、以及夹持半导体晶体并与该负电极对向的正电极。通过向这些负电极与正电极之间施加直流高压电压，从而将在X射线、γ射线等放射线向半导体晶体内入射时生成的电荷以信号的形式从负电极或者正电极取出。
特别是在半导体放射线检测器中使用的半导体晶体之中，溴化铊与碲化镉、镉/锌/碲、镓砷等其它半导体晶体相比，由光电效应引起的线性衰减系数大，能够通过薄的半导体晶体而获得与其它的半导体晶体同等的γ射线灵敏度。其结果，使用了溴化铊的半导体放射线检测器以及使用了该半导体放射线检测器的核医学诊断装置，与使用了除了溴化铊以外的其它半导体晶体的其它半导体放射线检测器以及使用了除了溴化铊以外的其它半导体放射线检测器的核医学诊断装置相比，能够实现更小型化。
另外，溴化铊的半导体晶体与碲化镉、镉/锌/碲、镓砷等其它半导体晶体相比更廉价，因而使用了溴化铊的半导体晶体的半导体放射线检测器、以及使用了该半导体放射线检测器的核医学诊断装置，与其它半导体放射线检测器以及使用了溴化铊以外的其它半导体放射线检测器的核医学诊断装置相比，能够实现廉价。
在使用了溴化铊的半导体晶体的半导体放射线检测器中，使用了金作为负电极以及正电极的材料(例如参照专利文献1、2以及非专利文献1)。
而且，在专利文献1中公开了如下内容：在使用了碲化镉或者镉/锌/碲作为半导体晶体的半导体放射线检测器中，在未形成电极的半导体晶体的侧面形成有该半导体的氧化物的钝化层；在1个半导体晶体的一个面配置多个矩形电极的结构中，在该电极间的间隙部分形成有该半导体的氧化物的钝化层。
另外，在专利文献2中公开了在半导体放射线检测器的未形成电极的半导体晶体的侧面上实施耐湿性高的绝缘涂布。
现有技术文献
专利文献
专利文献1：美国专利申请公开第2010/0032579A1号说明书
专利文献2：美国专利申请公开第2008/0149844A1号说明书
非专利文献
非专利文献1：IEEE TRANSACTIONS ON NUCLEAR SCIENCEVOL.56,No.3,JUNE 2009(参照p.819～823)
发明内容
发明想要解决的课题
另外，使用了溴化铊的半导体晶体的半导体放射线检测器或者使用了该半导体放射线检测器的核医学诊断装置需要长时间稳定工作。例如，核医学诊断装置通常供于医疗活动，因而需要白天8小时左右的连续运转，必须在运转中使半导体放射线检测器的测量性能稳定化、即能够稳定地测量入射γ射线的能谱。
但是，发明人等已判明，实际上在制作使用了溴化铊的半导体晶体的半导体放射线检测器并进行了数小时程度的连续测量时，在γ射线能谱上噪声逐渐增大，不能稳定测量的半导体放射线检测器多。
使用了溴化铊的半导体放射线检测器由溴化铊的板状半导体晶体、设置于其一面的负电极、以及设置于半导体晶体的与一面对向的另一面的正电极构成，但是溴化铊的半导体晶体的表面之中被负电极和正电极被覆以外的部分是溴化铊的半导体晶体直接露出的面。
因此可认为，在未被负电极或者正电极被覆的部分的表面，除了溴化铊以外，还以杂质的形式存在极少量的铊(金属)等，铊的一部分与空气中的氧反应而形成氧化铊。溴化铊的电阻率(以下简称为“电阻率”)为1010Ω·cm左右，相对于此，作为金属的铊的电阻率低至2×10-5Ω·cm。另外，氧化铊中存在氧化亚铊(Tl2O)和氧化铊(Tl2O3)，氧化亚铊的电阻率不明，但是氧化铊的体电阻率为7×10-5Ω·cm，与溴化铊相比显著低。可认为氧化亚铊在空气中被缓慢地氧化，变化为氧化铊。
可认为，在利用使用了溴化铊的半导体晶体的半导体放射线检测器来进行测量的情况下，向负电极与正电极之间施加数百V的直流高压电压，但如果长时间连续施加高压电压，则在半导体晶体的表面之中未被负电极或者正电极被覆的部分会产生电阻率显著低于溴化铊晶体的部位，使得负电极和正电极之间的暗电流间歇性、不规则地增大。因此推定出，在能谱上噪声增大，能量分辨能力劣化，不能稳定测量的检测器多。
因此，对于半导体放射线检测器的溴化铊的半导体晶体的表面之中未被负电极或者正电极被覆的部分，使溴化铊晶体直接露出的情况下，作为半导体放射线检测器而用于长时间测量时，存在如下的问题：无法防止噪声增大的可能性高，无法长时间稳定地使用在半导体放射线检测器中使用了溴化铊的半导体晶体的核医学诊断装置。
本发明解决前述的课题，其目的在于提供一种使用了溴化铊的半导体晶体的半导体放射线检测器、以及使用了该半导体放射线检测器的核医学诊断装置，所述半导体放射线检测器即使在长时间测量中也噪声增大少并且可获得稳定的测量性能。
用于解决问题的方案
为了解决前述课题，第1发明的特征在于，其为使用由负电极以及正电极夹持的溴化铊的半导体晶体而成的半导体放射线检测器，半导体晶体的表面之中除了被负电极或者正电极被覆的面以外的剩余面被铊的氟化物、铊的氯化物这2种物质之中的任一种物质、或者前述2种物质之中的任一种物质与铊的溴化物的混合物构成的钝化层被覆。
予以说明的是，优选在前述钝化层之上进一步实施耐湿性的电绝缘涂布。
根据第1发明，前述半导体晶体的表面之中未被负电极或者正电极被覆的面被钝化层被覆，在该钝化层、以及构成半导体晶体的溴化铊与该钝化层的界面，不存在电阻率低的金属的铊和/或氧化铊。其结果，在利用使用了溴化铊的半导体晶体的半导体放射线检测器并进行了长时间测量的情况下，能够防止负电极和正电极之间的暗电流间歇性、不规则地增大，能够稳定地进行能谱的测量。
第2发明是使用了前述的第1发明的半导体放射线检测器的核医学诊断装置。
根据第2发明，可获得能够长时间稳定地进行能谱的测量，并且能够取得鲜明的图像的核医学诊断装置。
发明的效果
根据本发明，能够提供一种使用了溴化铊的半导体晶体的半导体放射线检测器、以及使用了该半导体放射线检测器的核医学诊断装置，所述半导体放射线检测器即使在长时间的测量中也噪声增大少并且可获得稳定的测量性能。
附图说明
图1是第1实施方式的半导体放射线检测器的构成的示意图，(a)是立体图，(b)是截面图。
图2是使用第1实施方式的半导体放射线检测器而进行放射线测量时的放射线检测电路的构成图。
图3是施加于第1实施方式的半导体放射线检测器的偏置电压的时间变化的说明图。
图4是使用第1实施方式的半导体放射线检测器而测量出的57Co线源的γ射线能谱的说明图，(a)是刚施加偏置电压之后的γ射线能谱的说明图，(b)是开始施加偏置电压之后8小时后的γ射线能谱的说明图。
图5是比较例的半导体放射线检测器的构成的示意图，(a)是立体图，(b)是截面图。
图6是使用比较例的半导体放射线检测器而测量出的57Co线源的γ射线能谱的说明图，(a)是刚施加偏置电压之后的γ射线能谱的说明图，(b)是开始施加偏置电压之后8小时后的γ射线能谱的说明图。
图7是第2实施方式的半导体放射线检测器的构成的示意图，(a)是立体图，(b)是截面图。
图8是使用第2实施方式的半导体放射线检测器而进行放射线测量时的放射线检测电路的构成图。
图9是使用第2实施方式的半导体放射线检测器而测量出的57Co线源的γ射线能谱的说明图，(a)是刚施加偏置电压之后的γ射线能谱的说明图，(b)是开始施加偏置电压之后8小时后的γ射线能谱的说明图。
图10是在核医学诊断装置上具备第1、第2实施方式的半导体放射线检测器的第1适用例、即单光子发射断层摄像装置(SPECT摄像装置)的概略构成图。
图11是在核医学诊断装置上具备第1、第2实施方式的半导体放射线检测器的第2适用例、即正电子发射型断层摄像装置(PET摄像装置)的概略构成图。
具体实施方式
以下，参照附图对本发明的半导体放射线检测器以及使用了其的核医学诊断装置进行详细说明。
(第1实施方式的半导体放射线检测器)
图1是示意性显示本发明的第1实施方式的半导体放射线检测器的图，(a)是立体图，(b)为截面图。
本实施方式的半导体放射线检测器101A(在以下简称为“检测器101A”)如图1(a)、(b)所示那样，具备：形成为平板状的1块半导体晶体111、配置于半导体晶体111的一个面(图1中的下表面)的第1电极(正电极、负电极)112、以及配置于另一个面(图1中的上表面)的第2电极(负电极、正电极)113。另外，在半导体晶体111的表面之中除了被第1电极112或者第2电极113被覆的面以外的面上，以被覆半导体晶体111的形式设置有侧面钝化层114。
此处，称为侧面钝化层114是因为，在半导体晶体111的对向的2面上形成有第1、第2电极112、113，因而主要被第1电极112或者第2电极113被覆的面以外相当于侧面部。然而，关于该“侧面钝化层114”，并非如其名称那样限定于侧面部，存在在半导体晶体111的对向的2面的一部分未形成第1、第2电极112、113的区域的情况下，也包括该区域。
半导体晶体111成为与放射线(γ射线等)发生相互作用而生成电荷的区域，通过将溴化铊(TlBr)的单晶切片而形成。本实施方式中，半导体晶体111的厚度例如为0.8mm，形成第1电极112以及第2电极113的面在图1(a)中的横宽、纵深尺寸例如设为5.1mm×5.0mm的薄板状。
另外，第1电极112以及第2电极113通过使用金、铂、或者钯中的任一个而形成，其厚度例如为50nm(纳米)。
第1电极112以及第2电极113在图1(a)中的横宽、纵深尺寸例如为5.1mm×5.0mm。另外，侧面钝化层114的厚度例如为约8nm。
予以说明的是，前述的各尺寸是示出一个例子的尺寸，不限定于前述各尺寸，但本实施方式中以该尺寸为例子而进行以下说明。
下面说明具备这样的半导体晶体111、第1电极112、第2电极113、以及侧面钝化层114的检测器101A的制作工序。
首先，例如，在形成为尺寸5.1mm×5.0mm的平板状的溴化铊的半导体晶体111的一个面(图1中的下表面)，通过电子束蒸镀法而粘着50nm的金、铂、或者钯，形成第1电极112。
接着，在半导体晶体111的与形成了第1电极112的面相反一侧的面(图1中的上表面)，通过电子束蒸镀法而粘着50nm的金、铂、或者钯，形成第2电极113。
其后，利用通过四氟化碳气体的高频放电而生成的氟等离子体对表面整体进行处理，将半导体晶体111的表面之中未被第1电极112以及第2电极113中的任一个电极被覆的面(对应于权利要求书中记载的“半导体晶体的表面之中除了被负电极或者正电极被覆的面以外的剩余面”)上存在的铊氧化物还原，并且将所生成的铊(金属)以及在制作半导体晶体111时在表面附近生成的铊(金属)氟化，形成由铊的氟化物形成的侧面钝化层114。在该情况下，第1电极112以及第2电极113由金、铂、或者钯构成，因而不与氟等离子体反应，不变化。
顺便一提，由铊的氟化物形成的侧面钝化层114是极其薄的，也存在如下情况：在半导体晶体111的表面之中未被第1电极112以及第2电极113中的任一个电极被覆的面(对应于权利要求书中记载的“半导体晶体的表面之中除了被负电极或者正电极被覆的面以外的剩余面”)上并未全部地形成由铊的氟化物形成的侧面钝化层114。在该情况下，构成半导体晶体111的溴化铊局部露出，因而侧面钝化层114形成包含铊的氟化物与铊的溴化物的混合物的侧面钝化层114。
此处，利用通过三氯化硼气体的高频放电而生成的氯等离子体对表面整体进行处理，以替代前述的利用氟等离子体的处理，将半导体晶体111的表面之中未被第1电极112以及第2电极113中的任一个电极被覆的面(对应于权利要求书中记载的“半导体晶体的表面之中除了被负电极或者正电极被覆的面以外的剩余面”)上存在的铊氧化物还原，并将所生成的铊(金属)以及在制作半导体晶体111时在表面附近生成的铊(金属)氯化，也可形成由铊的氯化物形成的侧面钝化层114。在该情况下，也由于第1电极112以及第2电极113由金、铂、或者钯构成，因而不与氯等离子体反应，不变化。
进一步，利用通过氢气和水蒸汽气体的微波放电而生成的氢等离子体对表面整体进行处理，以替代前述的利用氟等离子体的处理、利用氯等离子体的处理，将在半导体晶体111的表面之中未被第1电极112以及第2电极113中的任一个电极被覆的面(对应于权利要求书中记载的“半导体晶体的表面之中除了被负电极或者正电极被覆的面以外的剩余面”)上存在的铊氧化物还原，然后将带有第1电极112以及第2电极113的半导体晶体111浸渍于盐酸从而进行氯化，也可形成由铊的氯化物形成的侧面钝化层114。在该情况下，第1电极112以及第2电极113由金、铂、或者钯构成，因而不与氢等离子体、盐酸反应，不变化。
顺便一提，利用氯等离子体对表面整体进行处理，或者浸渍于盐酸而形成的由铊的氯化物形成的侧面钝化层114是极其薄的，也存在如下情况：在半导体晶体111的表面之中未被第1电极112以及第2电极113中的任一个电极被覆的面(对应于权利要求书中记载的“半导体晶体的表面之中除了被负电极或者正电极被覆的面以外的剩余面”)上并未全部形成由铊的氯化物形成的侧面钝化层114。在该情况下，构成半导体晶体111的溴化铊局部露出，因而侧面钝化层114形成包含铊的氯化物与铊的溴化物的混合物的侧面钝化层114。
经由如下工序而获得检测器101A：将这样的半导体晶体111的表面之中未被第1电极112以及第2电极113中的任一个电极被覆的面(对应于权利要求书中记载的“半导体晶体的表面之中除了被负电极或者正电极被覆的面以外的剩余面”)上存在的铊氧化物还原，并且将所生成的铊(金属)以及在制作半导体晶体111时在表面附近生成的铊(金属)制成铊的氟化物或者铊的氯化物，形成由铊的氟化物形成的侧面钝化层114或者由铊的氟化物与铊的溴化物的混合物形成的侧面钝化层114、或者由铊的氯化物形成的侧面钝化层114或者由铊的氯化物与铊的溴化物的混合物形成的侧面钝化层114。
在本实施方式的检测器101A中，溴化铊的半导体晶体111的表面之中未被第1电极112以及第2电极113中的任一个电极被覆的面被将铊氟化或者氯化而形成的前述侧面钝化层114被覆，因而不会将构成半导体晶体111的溴化铊氧化，另外，侧面钝化层114自身与铊(金属)、铊氧化物相比电阻率充分高。进一步，也不会在半导体晶体111与侧面钝化层114之间残存铊(金属)。
(放射线检测电路)
接着，使用图2说明使用前述的检测器101A进行放射线测量时的电路构成。图2是使用第1实施方式的半导体放射线检测器进行放射线测量时的放射线检测电路的构成图。
在图2中，放射线检测电路300A具备：具有半导体晶体111(参照图1)及在其2个对向面的第1电极112和第2电极113的检测器101A、对检测器101A施加电压的平滑电容器320、向平滑电容器320的一个电极(例如，第1电极112侧)供给正电荷的第1直流电源311、向平滑电容器320的前述一个电极供给负电荷的第2直流电源312。
予以说明的是，在图2中，将平滑电容器320的一个电极设为第1电极112侧，将另一个电极设为接地线侧，但并不限定于此，也可将一个电极设为第2电极113侧，将另一个电极设为接地线侧。
另外还具备：按照从第1直流电源311向平滑电容器320的前述一个电极流过电流的方式根据恒定电流特性的极性而连接的第1恒定电流二极管318、按照从平滑电容器320的前述一个电极向第2直流电源312流过电流的方式根据恒定电流特性的极性而连接的第2恒定电流二极管319、与将第1直流电源311与平滑电容器320的前述一个电极连接的配线连接的第1 Photo MOS继电器(Photo MOS relay)315、以及与将第2直流电源312与平滑电容器320的前述一个电极连接的配线连接的第2 Photo MOS继电器316。
此处，第1恒定电流二极管318和第2恒定电流二极管319构成了恒定电流装置361。
进一步，在第1直流电源311与第1 Photo MOS继电器315之间具备电阻313作为过电流防止用的电阻，另外，在第2直流电源312与第2 Photo MOS继电器316之间具备电阻314作为过电流防止用的电阻。
第1 Photo MOS继电器315和第2 Photo MOS继电器316的开闭通过开关控制装置317来控制。
另外，第1 Photo MOS继电器315和第2 Photo MOS继电器316作为功能而言是继电器(relay)，但是由于具备高速的响应性，以及为了防止由振动(chattering)等导致的错误动作而在结构上没有机械性的接点并且具备高的可靠性，因而使用了Photo MOS继电器。
另外，在检测器101A的输出侧，泄放电阻321的一端侧与耦合电容器322的一个电极连接，在耦合电容器322的另一个电极上连接有将检测器101A的输出信号放大的放大器323。
第1直流电源311的负极、第2直流电源312的正极、平滑电容器320的前述另一个电极、以及泄放电阻321的另一端侧分别与接地线连接。
进一步，在开关控制装置317和放大器323上连接有对第1、第2 PhotoMOS继电器315、316的开闭以及放大器323的输出极性反转的时机进行控制的极性综合控制装置324。
予以说明的是，关于第1恒定电流二极管318和第2恒定电流二极管319，使恒定电流特性的极性彼此相反，串联地连接而构成了恒定电流装置361。在该构成中，关于第1恒定电流二极管318和第2恒定电流二极管319中使用的现状的一般性恒定电流二极管，由于利用使场效应型晶体管(FET：Field EffectTransistor)的源电极和栅电极发生了短路的结构而制出了恒定电流特性，因而在施加了反向电压的情况下在场效应型晶体管之中形成的p-n结顺时针偏置，施加电压的大电流流向检测器101A的第1电极112。也就是说，恒定电流二极管的电流特性具有极性。
因此，第1恒定电流二极管318与第2恒定电流二极管319通过使恒定电流特性的极性彼此相反而串联地连接，从而可获得没有极性差异的恒定电流特性。出于这样的原由，关于恒定电流装置361，通过制成使得第1恒定电流二极管318与第2恒定电流二极管319的恒定电流特性的极性彼此相反而串联连接的构成，从而具有没有极性差异的恒定电流特性。
在通过放射线检测电路300A来测量γ射线等放射线能量的情况下，在检测器101A的第1电极112与第2电极113的电极间，利用第1直流电源311或者第2直流电源312和平滑电容器320，施加了电荷收集用的偏置电压(例如+500V或者-500V)。γ射线入射于施加了偏置电压的检测器101A时，在构成检测器101A的半导体晶体111(参照图1)与入射的γ射线之间发生相互作用，生成电子以及空穴这样的电荷。
另外，施加于检测器101A的第1电极112的偏置电压如前所述例如切换为+500V或者-500V，因而在将正电压施加于第1电极112的状态下，第1电极112成为正电极，第2电极113成为负电极。相反地，在将负电压施加于第1电极112的状态下，第1电极112成为负电极，第2电极113成为正电极。
生成的电荷从检测器101A的第2电极113作为γ射线检测信号(放射线检测信号)被输出。该γ射线检测信号经由耦合电容器322被输入至放大器323。泄放电阻321起着防止电荷持续蓄积于耦合电容器322，使得检测器101A的输出电压不过于升高的作用。放大器323起着将作为微小电荷的γ射线检测信号转换为电压并且放大的作用。
由放大器323放大了的γ射线检测信号通过后段的模拟、数字转换器(未图示)被转换为数字信号，通过数据处理装置(未图示)对γ射线的每个能量进行计算。关于这些后段的模拟、数字转换器、γ射线的能量数据处理装置，为公知的技术，例如公开于日本特开2005-106807号公报等中，省略详细内容。
予以说明的是，在图2中带有符号301A的由虚线框围起来的部分表示的是单位放射线检测器电路301A，其对配置有多个检测器101A的后述核医学诊断装置的SPECT摄像装置600、PET摄像装置700中的每个检测器101A进行设置。
此处，放大器323是能够利用极性综合控制装置324来切换输出极性的类型的放大器。即，通过极性综合控制装置324，经由开关控制装置317、第1、第2 Photo MOS继电器315、316，在γ射线检测时，切换在图2的检测器101A的第2电极113上收集负电荷还是收集正电荷，据其而切换耦合电容器322的另一个电极输出正电压的输出脉冲还是输出负电压的输出脉冲。
因此，放大器323形成了如下构成：根据来自极性综合控制装置324的指令信号，例如，按照从耦合电容器322的另一个电极输出正电压的输出脉冲时作为非反转放大器发挥功能，从耦合电容器322的另一个电极输出负电压的输出脉冲时作为反转放大器发挥功能的方式，使得输出极性可变。
关于极性综合控制装置324，根据预先设定的例如每5分钟的极性反转时间信息，向开关控制装置317和放大器323发送“正偏”、“负偏”、“从正向负的偏置反转”、“从负向正的偏压反转”的指令信号。开关控制装置317根据该指令信号将第1、第2 Photo MOS继电器315、316进行开闭。
(关于极化(polarization))
另外，作为检测器101A的构件的半导体晶体111(参照图1)由溴化铊构成，因而对检测器101A使用第1直流电源311，例如连续地施加+500V的偏置电压时，会在半导体晶体111上产生极化(polarization，晶体结构、特性的偏置)，产生放射线测量性能的劣化，使γ射线的能量分辨能力劣化。
为了防止极化，需要将施加于检测器101A的偏置电压的极性周期性地反转。即，需要例如从+500V到-500V、从-500V到+500V地进行极性反转。反转的周期例如为5分钟。
首先，对最初向检测器101A施加+500V的偏置电压的情况进行说明。正的直流偏置电压由第1直流电源311供给。由第1直流电源311对检测器101A直接施加+500V的电压时产生噪声，因而在途中介设接地的平滑电容器320而对检测器101A的第1电极112施加电压。即，向检测器101A施加的偏置电压实质上是由平滑电容器320施加的。
向检测器101A施加正的偏置电压时，开关控制装置317关闭第1 PhotoMOS继电器315(第1 Photo MOS继电器315是开的状态)，并且打开第2 PhotoMOS继电器316(第2 Photo MOS继电器316是关的状态)。
平滑电容器320通过第1恒定电流二极管318(以及第2恒定电流二极管319)进行充电，平滑电容器320的电压成为+500V。伴随于此，施加于检测器101A的偏置电压也成为+500V。
相反地，向检测器101A施加-500V的偏置电压的情况下，关于负的直流偏置电压，利用第2直流电源312，在途中介设为了抑制噪声产生而接地的平滑电容器320从而供给于检测器101A的第1电极112。关于开关控制装置317，向检测器101A施加负的偏置电压时，打开第1 Photo MOS继电器315(第1Photo MOS继电器315是关的状态)，并且关闭第2 Photo MOS继电器316(第2 Photo MOS继电器316是开的状态)。平滑电容器320由第2恒定电流二极管319(以及第1恒定电流二极管318)进行充电，平滑电容器320的电压成为-500V。
关于放射线检测电路300A，通过将正电荷或者负电荷蓄积于平滑电容器320的一个电极，从而使向检测器101A施加的偏置电压正负反转。
接着，一边参照图3，一边对施加于检测器101A的偏置电压的时间变化进行说明。图3是施加于第1实施方式的半导体放射线检测器的偏置电压的时间变化的说明图。在本实施方式中，关于施加于检测器101A的偏置电压，例如，最初为+500V(符号411)，但其后通过偏置电压的周期反转而变化为-500V(符号413)，并且继续5分钟，其后再次返回至+500V(符号411)。之后反复进行该过程。
偏置电压反转时的时间变化(符号412和414)部分成为直线性的梯度，这是恒定电流装置361的效果。另外，使偏置电压进行反转的期间，偏置电压的绝对值作为电荷收集用而变得不充分，无法充分地取出γ射线检测信号，而由符号416以及417表示的测量的中断时间分别为0.3秒。虽然在5分钟的测量中产生0.3秒的中断时间，但是在将放射线检测电路300A应用于核医学诊断装置、国土安全保障对策的放射线检测器的情况下，是充分短的时间，不成问题。
(第1实施方式的半导体放射线检测器的放射线测量性能)
接着，一边参照图4一边对检测器101A的放射线测量性能进行说明。图4是使用第1实施方式的半导体放射线检测器而测量出的57Co线源的γ射线的能谱的说明图，(a)是刚施加偏置电压之后的γ射线的能谱的说明图，(b)是开始施加偏置电压后8小时后的γ射线的能谱的说明图。在图4(a)、(b)中，横轴表示能量通道的通道序号。示出检测γ射线检测信号的脉冲波峰高而得到的γ射线能量值。因此，图4中的能量通道的各序号表示的是将γ射线检测信号的脉冲波峰高输入多通道波峰高分析器并且以规定的能量宽度设定了γ射线检测信号的脉冲波峰高的任一个能量窗口(能量通道)的序号，对应于γ射线检测信号所显示的γ射线能量值。例如在图4(a)中，在大致370通道附近的能量通道分配了大致122keV的γ射线能量值。纵轴是各能量通道的γ射线的计数率(counts per5min、每5分钟的计算数)。
在图4(a)中，在对应于大致122keV的能量通道的计数率处可看到峰。这样的峰处的能量分辨能力如以下那样表示。
能量分辨能力＝(峰的半值宽度的通道数)/(峰正下的通道数)
在图4(a)和图4(b)的2个γ射线能谱图中，122keV的能量分辨能力都是大致8％。另外，监控使本实施方式的检测器101A连续工作8小时之后的暗电流，结果，维持约0.1μA，暗电流不会间歇性、不规则地增大。至少经过8小时，能量分辨能力维持大致8％，噪声也不会增大，能够稳定地进行放射线测量。
以上是设置了侧面钝化层114(参照图1)时的检测器101A的特性。
(不设置钝化层的比较例时的特性)
接着，一边参照图5、图6一边示出在不设置侧面钝化层114时的半导体检测器501(以下简称为“检测器501”)的比较例，通过将其特性与图4进行对比，从而显现设置了侧面钝化层114时的检测器101A的特征和优越性。图5是比较例的半导体放射线检测器的构成的示意图，(a)是立体图，(b)是截面图。图6是使用比较例的半导体放射线检测器而测量出的57Co线源的γ射线能谱的说明图，(a)是刚施加偏置电压之后的γ射线能谱的说明图，(b)是开始施加偏置电压后8小时后的γ射线能谱的说明图。
图5所示的比较例是，在溴化铊的半导体晶体111的未被第1电极112以及第2电极113中的任一个电极被覆的面上不设置钝化层时的半导体检测器。
在图6(a)中122keV的能量分辨能力为大致8％，但是在图6(b)中能量分辨能力降低至大致12％。监控使比较例的检测器501连续工作8小时之后的第1电极112与第2电极113之间的暗电流，结果，刚施加偏置电压之后为约0.12μA，而在8小时之后在约0.12～0.3μA之间间歇性、不规则性地变化。
以上，在第1实施方式的检测器101A(参照图1)与比较例的检测器501(参照图5)的特性比较中，第1实施方式的检测器101A即使进行8小时的连续工作也未发现暗电流的增大并且能量分辨能力也不变化，相对于此，比较例的检测器501在8小时的连续工作之后暗电流间歇性、不规则地增大并且能量分辨能力相比于刚施加偏压之后大大降低。
因此，第1实施方式的检测器101A，从放射线测量性能的稳定性的观点考虑，与比较例的检测器501相比大大改善。这是基于在本发明的第1实施方式的检测器101A中设置了侧面钝化层114的情况而得到的效果。
(第2实施方式的半导体放射线检测器)
接着，一边参照图7至图9一边对本发明的第2实施方式的半导体放射线检测器101B以及使用了其的放射线检测电路300B进行说明。
对于与第1实施方式的半导体放射线检测器101A以及其放射线检测电路300A相同的构成要素，赋予相同的符号，省略重复的说明。
图7是本发明的第2实施方式的半导体放射线检测器的构成的示意图，(a)是立体图，(b)是截面图。
本实施方式的半导体放射线检测器101B(在以下简称为“检测器101B”)如图7(a)所示，具备1块半导体晶体111、配置于半导体晶体111的一个面(在图7中下表面)的作为共通电极的第1电极(正电极、负电极)112、以及配置于另一个面(在图7中上表面)的多个作为分割电极的例如第2电极(负电极、正电极)113A～113D。以下，也存在将第2电极113A～113D仅称为第2电极(正电极、负电极)113的情况。
另外，在半导体晶体111的表面之中除了被第1电极112或者第2电极113被覆的面以外的面上，在侧面形成了侧面钝化层114，图7中的上表面的第2电极113A～113D各个之间形成了分割电极间钝化层115(参照图7(b))。
本实施方式中，在一个检测器101B中，通过将相对于共通电极的第1电极112隔着半导体晶体111对向的第2电极113划分为多个分割电极，从而对应于第2电极113A～113D的逐个以作为独立的半导体检测器(检测通道)起作用的检测部(通道)101a～101d的形式，构成共计4个。
半导体晶体111成为与放射线(γ射线等)发生相互作用而生成电荷的区域，通过将溴化铊(TlBr)的单晶切片而形成。本实施方式中，半导体晶体111的厚度例如为0.8mm，形成第1电极112以及第2电极113A～113D的面在图7(a)中的横宽、纵深尺寸例如设为5.1mm×5.0mm的薄板状。
另外，第1电极112以及第2电极113使用金、铂、或者钯中任一个而形成，其厚度例如为50nm。
第2电极113A～113D在图7(a)中的横宽、纵深尺寸例如为1.2mm×5.0mm。
此处，侧面钝化层114以及分割电极间钝化层115的厚度例如为约8nm，分割电极间钝化层115在图7(a)、(b)中的横宽例如为0.1mm。
予以说明的是，前述的各尺寸示出的是一个例子，并不限于前述各尺寸，第2电极113的分割数也不限于4个。
接着，说明这样的具备半导体晶体111、第1电极112、第2电极113A～113D、侧面钝化层114、以及分割电极间钝化层115的检测器101B的制作工序。
首先，在形成为平板状的溴化铊的半导体晶体111的一个面(图7(a)中的下表面)，通过电子束蒸镀法而粘着例如50nm的金、铂、或者钯，形成第1电极112。
接着，在半导体晶体111的形成了第1电极112的面的相反侧的面(图7(a)中的上表面)，仅在不形成第2电极113A～113D的间隙部分涂布光致抗蚀剂，其后通过电子束蒸镀法而粘着例如50nm的金、铂、或者钯，其后通过去除光致抗蚀剂的剥离法(lift off method)进行加工，从而形成作为分割电极的第2电极113A～113D。
其后，利用通过四氟化碳气体的高频放电而生成的氟等离子体对表面整体进行处理，将在半导体晶体111的表面之中未被第1电极112以及第2电极113A～113D中的任一个电极被覆的面(对应于权利要求书中记载的“半导体晶体的表面之中除了被负电极或者正电极被覆的面以外的剩余面”)上存在的铊氧化物还原，并且将所生成的铊(金属)以及在半导体晶体111制作时在表面附近生成的铊(金属)进行氟化，从而形成由包含铊的氟化物的钝化层或者包含铊的氟化物与铊的溴化物的混合物的钝化层构成的侧面钝化层114以及分割电极间钝化层115。
此处，利用通过三氯化硼气体的高频放电而生成的氯等离子体对表面整体进行处理，以替代前述的利用氟等离子体的处理，将半导体晶体111的表面之中未被第1电极112以及第2电极113A～113D中的任一个电极被覆的面(对应于权利要求书中记载的“半导体晶体的表面之中除了被负电极或者正电极被覆的面以外的剩余面”)上存在的铊氧化物还原，并且将所生成的铊(金属)以及在半导体晶体111制作时在表面附近生成的铊(金属)氯化，从而形成由包含铊的氯化物的钝化层或者包含铊的氯化物与铊的溴化物的混合物的钝化层构成的侧面钝化层114以及分割电极间钝化层115。在该情况下，第1电极112以及第2电极113A～113D由金、铂、或者钯构成，因而不与氯等离子体反应，不变化。
进一步，利用通过氢气和水蒸汽气体的微波放电而生成的氢等离子体对表面整体进行处理，以替代前述的利用氟等离子体的处理、利用氯等离子体的处理，将在半导体晶体111的表面之中未被第1电极112以及第2电极113A～113D中的任一个电极被覆的面(对应于权利要求书中记载的“半导体晶体的表面之中除了被负电极或者正电极被覆的面以外的剩余面”)上存在的铊氧化物还原，然后将所生成的铊(金属)以及在半导体晶体111制作时在表面附近生成的铊(金属)浸渍于盐酸而氯化，从而也可形成由包含铊的氯化物的钝化层或者包含铊的氯化物与铊的溴化物的混合物的钝化层构成的侧面钝化层114以及分割电极间钝化层115。在该情况下，第1电极112以及第2电极113A～113D由金、铂、或者钯构成，因而不与氢等离子体、盐酸反应，不变化。
经由这样的工序从而获得检测器101B。在本实施方式的检测器101B中，溴化铊的半导体晶体111的表面之中未被第1电极112以及第2电极113A～113D中的任一个电极被覆的面(对应于权利要求书中记载的“半导体晶体的表面之中除了被负电极或者正电极被覆的面以外的剩余面”)，被将铊(金属)氟化或者氯化而形成的侧面钝化层114以及分割电极间钝化层115被覆，因而构成半导体晶体111的溴化铊不会被氧化，另外，侧面钝化层114、分割电极间钝化层115自身也与铊(金属)、铊的氧化物相比电阻率充分高，进一步在半导体晶体111与侧面钝化层114以及分割电极间钝化层115之间也不会残存铊(金属)。
使用检测器101B进行放射线测量时的电路构成与使用第1实施方式的检测器101A进行放射线测量时的放射线检测电路300A(参照图2)大致同样，示于图8中。
图8是使用第2实施方式的半导体放射线检测器进行放射线测量时的放射线检测电路的构成图。关于放射线测量的具体方法，也与第1实施方式的情况完全同样(参照图3)。
图2所示的放射线检测电路300A与图8所示的放射线检测电路300B的不同点在于，对第2电极113A～113D分别设置泄放电阻321、耦合电容器322、放大器323、对来自放大器323的输出信号进行处理的后段的模拟、数字转换器(未图示)等。
顺便一提，各放大器323从极性综合控制装置324输入指令信号。
予以说明的是，在图8中带有符号301B并由虚线框围起来的部分表示的是单位放射线检测器电路301B，其对配置有多个检测器101B的后述的核医学诊断装置的SPECT摄像装置600、PET摄像装置700中的检测器101B进行设置。
图9是使用第2实施方式的半导体放射线检测器而测量出的57Co线源的γ射线能谱的说明图，(a)是刚施加偏置电压之后的γ射线能谱的说明图，(b)是开始施加偏置电压后8小时后的γ射线能谱的说明图。
图9是使用本实施方式的检测器101B之中的检测部101a(参照图7(b))，即，使用第1电极112和第2电极113A作为电极而测量出的57Co线源的γ射线能谱。在图9(a)、(b)的2个图中，122keV的能量分辨能力都是大致7％。此处，使用了检测部101b～101d的情况下，能量分辨能力也完全同样。另外，监控使本实施方式的检测器101B连续工作8小时时的第1电极112与第2电极113A～113D之间的暗电流，结果，分别维持约0.03μA，暗电流不会间歇性、不规则地增大。至少在8小时里4个检测部101a～101d的能量分辨能力全都维持大致7％，噪声也不会增大，能够稳定地进行放射线测量。
(其它的实施方式)
在第1实施方式的检测器101A中，由铊的氟化物、铊的氯化物、铊的氟化物与铊的溴化物的混合物、铊的氯化物与铊的溴化物的混合物中的任一个构成侧面钝化层114；在第2实施方式的检测器101B中，由铊的氟化物、铊的氯化物、铊的氟化物与铊的溴化物的混合物、铊的氯化物与铊的溴化物的混合物中的任一个构成侧面钝化层114以及分割电极间钝化层115。
但是，作为通过前述的利用氟等离子体的处理而生成的铊的氟化物，可考虑TlF、TlF3。另外，作为通过前述的利用氯等离子体的处理或者在利用氢等离子体对表面整体进行了处理之后浸渍于盐酸的处理而生成的铊的氯化物，可考虑TlCl、Tl2Cl3、TlCl2、TlCl4等。
在这样的铊的氟化物、铊的氯化物之中，也存在吸收空气中的水分而改变其化合物形态的物质。
因此，为了避免吸收空气中的水分而使侧面钝化层114、分割电极间钝化层115发生变质，也可至少对侧面钝化层114、分割电极间钝化层115进行耐湿性的绝缘涂布，例如利用HumiSeal(Chase Corp.的注册商标)进行绝缘涂布，提高侧面钝化层114、分割电极间钝化层115的稳定性。此时，也可连第1、第2电极112、113一起对侧面钝化层114、分割电极间钝化层115进行耐湿性的绝缘涂布。
另外，在图2的放射线检测电路300A和图8的放射线检测电路300B中，第1恒定电流二极管318、第2恒定电流二极管319相互地串联连接而使用，但是也可将3个以上的恒定电流二极管进行组合而构成。另外，只要显现恒定电流特性，则也可由其它的设备、电路构成。
进一步，在图2的放射线检测电路300A和图8的放射线检测电路300B中，示出了使用了第1、第2 Photo MOS继电器315、316的例子，但由于作为功能而言是继电器，因而也可以不一定是Photo MOS继电器。只要可确保可靠性，则可使用一般的继电器。
(第1、第2实施方式的检测器101A、101B对核医学诊断装置的第1适用例)
以上说明的第1实施方式的半导体放射线检测器(检测器)101A和第2实施方式的半导体放射线检测器(检测器)101B可适用于核医学诊断装置。图10是在核医学诊断装置中适用了第1、第2实施方式的检测器的第1适用例、即单光子发射断层摄像装置(SPECT摄像装置)的概略构成图。
图10所示的是在作为核医学诊断装置的SPECT摄像装置600中适用了第1实施方式的检测器101A、或者第2实施方式的检测器101B时的概略构成图。在图10中，关于SPECT摄像装置600，按照在中央部分包围圆筒中空状的测量区域602的方式，具备例如对向配置的2台放射线检测设备(相机部)601A、601B、旋转支撑台(相机旋转台架)606、床体(bed)31、以及图像信息制作装置603。
此处，2台放射线检测设备601A、601B是相同的构成，以在图10中位于上侧的放射线检测设备601A为例子说明其构成。放射线检测设备601A具备多个放射线测量单元611、单元支撑构件615以及遮光/电磁屏蔽体613。该放射线测量单元611具备以规定的排列搭载有多个检测器101A(或者101B)的配线基板612以及准直仪614。
另外，图像信息制作装置603由数据处理装置32和显示装置33构成。
放射线检测设备601A、601B例如配置于在旋转支撑台606上在圆周方向偏离了180度的位置。具体而言，关于各个放射线检测设备601A、601B的各单元支撑构件615(通过部分截面图仅图示放射线检测设备601A)，放射线检测设备601A与放射线检测设备601B按照成为在圆周方向隔开了180度的位置的方式被安装于旋转支撑台606上。然后，在单元支撑构件615上可装卸地安装包含配线基板612的多个放射线测量单元611。
关于多个检测器101A(101B)，在由准直仪614隔出的区域K，在安装于配线基板612的状态下，按照对应于准直仪614的例如二维平面配置的多个放射线通路的方式多段地分别配置。准直仪614由放射线屏蔽材料例如铅、钨等形成，形成有放射线例如γ射线通过的多个放射线通路。
全部的配线基板612以及准直仪614配置于设置在旋转支撑台606上的遮光/电磁屏蔽体613内。该遮光/电磁屏蔽体613允许γ射线的透射，阻断γ射线以外的电磁波对检测器101A(101B)等造成的影响。
在这样的SPECT摄像装置600中，将载置有给药了放射性药剂的被检体H的床体31移动，将被检体H移动到测量区域602。然后，使旋转支撑台606旋转，从而使各放射线检测设备601A、601B在被检体H的周围旋转，开始对从被检体H内的放射性药剂发射的γ射线进行检测。
然后，从集聚了放射性药剂的被检体H内的集聚部(例如患部)D发射γ射线时，发射出的γ射线通过准直仪614的放射线通路而入射到对应于各放射线通路而配置的检测器101A(101B)。然后，检测器101A(101B)输出γ射线检测信号(放射线检测信号)。关于该γ射线检测信号，针对γ射线的每个能量(每个能量通道)通过数据处理装置32进行计算，其信息等显示于显示装置33。
予以说明的是，在图10中，关于放射线检测设备601A、601B，一边被旋转支撑台606支撑，一边如粗箭头所示旋转，一边改变与被检体H的角度，一边进行摄像以及测量。另外，关于放射线检测设备601A、601B，可以如细箭头所示，相对于中空圆筒状的测量区域602的轴向中心，在径向外侧以及径向内侧移动，改变与被检体H的距离。
关于这样的SPECT摄像装置600中使用的检测器101A(101B)，使用在未被第1、第2电极112、113覆盖的部分形成了侧面钝化层114(在检测器101B中是侧面钝化层114以及分割电极间钝化层115)的半导体晶体111的溴化铊，为了防止极化而使施加于检测器101A(101B)的电荷收集用的偏置电压每隔一定时间进行正负反转地使用。其结果，对于检测器101A(101B)，即使在长时间的测量中也能量分辨能力稳定，暗电流稳定且少，因此噪声的增大少并且可获得稳定的放射线测量性能。因此，可提供小型且廉价并且可进行稳定的长时间连续运转的SPECT摄像装置600。
如以上说明的那样，前述第1、第2实施方式的检测器101A、101B不限于SPECT摄像装置600，也可使用于作为核医学诊断装置的伽玛相机装置、PET摄像装置等。以下，示出适用于PET摄像装置的例子。
(本实施方式的半导体放射线检测器对核医学诊断装置的第2适用例)
图11是在核医学诊断装置中具备第1、第2实施方式的半导体放射线检测器的第2适用例、即正电子发射型断层摄像装置(PET摄像装置)的概略构成图。
在图11中，该PET摄像装置(核医学诊断装置)700具备在中央部分具有中空圆筒状的测量区域702的摄像装置701、支撑被检体H并可在长度方向上移动的床体31、图像信息制作装置703而构成。
予以说明的是，图像信息制作装置703具备数据处理装置32以及显示装置33而构成。
在摄像装置(相机部)701中，按照包围测量区域702的方式，在圆周方向配置有多个在配线基板上搭载了多个前述检测器101A(或者检测器101B)的印刷基板(配线基板)P。
在这样的PET摄像装置700中，具备具有数据处理功能的数字ASIC(数字电路用的Application Specific Integrated Circuit、数字电路用的针对特定用途的集成电路，未图示)等，制成具有根据γ射线检测信号(放射线检测信号)判定出的γ射线的能量值、检测时刻、检测器101A(101B)的检测通道ID(Identification)的数据组，将该制成的数据组输入数据处理装置32。
顺便一提，在使用检测器101B的情况下，各检测部(通道)101a～101d分别构成了分离的检测通道，分别被赋予检测通道ID。
在检查时，起因于放射性药剂而从被检体H的体内放射出的γ射线通过检测器101A(101B)而检测。即，在从PET摄像用的放射性药剂发射的正电子消失时，一对γ射线在约180度的相反方向发射，在多个检测器101A(101B)之中以各个检测通道ID进行检测。将检测出的γ射线检测信号输入于适合的前述数字ASIC，如前所述进行信号处理，将根据γ射线检测信号判定出的γ射线的能量值、检测到γ射线的检测通道的位置信息(对应于检测通道ID并预先存储有检测通道的位置信息)以及γ射线的检测时刻信息输入数据处理装置32。
而后，利用数据处理装置32，将通过1个正电子的消失而产生出的一对γ射线作为1个进行计数(同时计数)，检测到该一对γ射线的2个检测通道的位置以它们的位置信息为基础进行确定。另外，关于数据处理装置32，使用利用同时计数而获得的计数值以及检测通道的位置信息，从而制成放射性药剂的集聚位置、即肿瘤位置处的被检体H的断层像信息(图像信息)。将该断层像信息显示于显示装置33。
关于这样的PET摄像装置700中使用的检测器101A(101B)，使用在未被第1、第2电极112、113覆盖的部分形成了侧面钝化层114(在检测器101B中为侧面钝化层114以及分割电极间钝化层115)的半导体晶体111的溴化铊，为了防止极化而使施加于检测器101A(101B)的电荷收集用的偏置电压每隔一定时间进行正负反转地使用。其结果，在检测器101A(101B)中即使在长时间的测量中也能量分辨能力稳定，暗电流稳定且少，因此噪声的增大少并且可获得稳定的放射线测量性能。因此，可提供小型且廉价并且可进行稳定的长时间连续运转的PET摄像装置700。
以上，根据本发明，即使在使用了溴化铊作为构成放射线检测器的半导体晶体同时使用了该放射线检测器的长时间测量中也噪声增大少并且可获得稳定的测量性能。因此，可提供小型且廉价、且能够以长时间稳定的性能运转的半导体放射线检测器、以及搭载有该半导体放射线检测器的核医学诊断装置。
另外，在SPECT摄像装置600、PET摄像装置700等核医学诊断装置中，作为图10、图11所示的图像信息制作装置603、703，示出了数据处理装置32和显示装置33的例子，但数据处理的形态存在各种各样，因而也可以不是该数据处理装置32与显示装置33的组合。
产业上的可利用性
本发明的半导体放射线检测器101A、101B以及搭载有其的核医学诊断装置600、700能够一边确保这些核医学诊断装置的稳定工作，一边实现小型化以及价格降低，因而有利于这些核医学诊断装置的普及，有在该领域广泛应用、采用的可能性。
符号说明
31 床体
32 数据处理装置
33 显示装置
101A、101B 检测器(半导体放射线检测器)
101a、101b、101c、101d 检测部(通道)
111 半导体晶体
112 第1电极(正电极、负电极)
113、113A、113B、113C、113D 第2电极(负电极、正电极)
114 侧面钝化层
115 分割电极间钝化层
300A、300B 放射线检测电路
301A、301B 单位放射线检测器电路
311 第1直流电源
312 第2直流电源
313、314 电阻
315 第1 Photo MOS继电器
316 第2 Photo MOS继电器
317 开关控制装置
318 第1恒定电流二极管
319 第2恒定电流二极管
320 平滑电容器
321 泄放电阻
322 耦合电容器
323 放大器
324 极性综合控制装置
361 恒定电流装置
416、417 测量的中断时间
600 SPECT摄像装置(核医学诊断装置)
601A、601B 放射线检测设备(相机部)
602、702 测量区域
603、703图像信息制作装置
606 旋转支撑台(相机旋转台架)
611 放射线测量单元
612 配线基板
613 遮光/电磁屏蔽体
614 准直仪
615 单元支撑构件
700 PET摄像装置(核医学诊断装置)
701 摄像装置(相机部)
D 集聚部
H 被检体
K 由准直仪隔出的区域
P 印刷基板(配线基板)

Claims (6)

1.一种半导体放射线检测器，其特征在于，其为使用由负电极以及正电极夹持的溴化铊的半导体晶体而成的半导体放射线检测器，
所述半导体晶体的表面之中除了被负电极或者正电极被覆的面以外的剩余面被铊的氟化物、铊的氯化物这2种物质之中的任一种物质、或者所述2种物质之中的任一种物质与铊的溴化物的混合物被覆。
2.根据权利要求1所述的半导体放射线检测器，其特征在于，其设置有多个检测部，所述多个检测部通过在所述半导体晶体的一个面上至少配置二个以上的所述负电极或者所述正电极而形成分离的通道。
3.根据权利要求1所述的半导体放射线检测器，其特征在于，由金、铂、钯之中的至少一种以上的金属构成所述负电极以及所述正电极。
4.根据权利要求2所述的半导体放射线检测器，其特征在于，由金、铂、钯之中的至少一种以上的金属构成所述负电极以及所述正电极。
5.一种核医学诊断装置，其特征在于，其为使用了权利要求1～4中任一项所述的半导体放射线检测器的核医学诊断装置，具备：
具有安装了多个所述半导体放射线检测器的配线基板的相机部、
使所述相机部在用于插入支撑被检体的床体的测量区域的圆周方向上进行旋转的相机旋转台架、以及
使用基于由所述相机部的多个所述半导体放射线检测器输出的放射线检测信号而获得的信息来生成图像的图像信息制作装置。
6.一种核医学诊断装置，其特征在于，其为使用了权利要求1～4中任一项所述的半导体放射线检测器的核医学诊断装置，具备：
按照包围用于插入支撑被检体的床体的测量区域的方式在圆周方向上配置多个具有多个所述半导体放射线检测器的配线基板而构成的相机部；以及
利用信号线与该相机部的所述配线基板连接，且使用基于由多个所述半导体放射线检测器输出的放射线检测信号而获得的信息来生成图像的图像信息制作装置。
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