JP2009259859A - 半導体放射線検出器および核医学診断装置 - Google Patents

Abstract

【課題】複数チャンネルの検出感度を好適に一様化することができる半導体放射線検出器および核医学診断装置が得られる。
【解決手段】一つの検出素子に、チャンネルをなす検出部が一の方向に沿って三つ以上設けられた半導体放射線検出器であって、前記検出素子の端部に位置する検出部１０ａ，１０ｄは、その体積が、隣接する前記検出部１０ｂ，１０ｃの体積よりも大きいことを特徴とする。前記検出素子を、テルル化カドミウム、テルル化カドミウム亜鉛、ガリウム砒素、臭化タリウムのうちの一つの単結晶で構成する。
【選択図】図１

Description

本発明は、半導体放射線検出器および核医学診断装置に関するものである。

近年、放射線計測技術を応用した放射線検出装置として核医学診断装置が広く普及してきている。その代表的な装置が陽電子放出型断層撮像装置（ＰＥＴ撮像装置）、単光子放射断層撮像装置（ＳＰＥＣＴ撮像装置）、ガンマカメラ装置などである。これらの装置で主として使用されている放射線検出器は、シンチレータと光電子増倍管とを組み合わせたものであるが、γ線等の放射線を検出する放射線検出器として、ＣｄＴｅ、ＣｄＺｎＴｅ、ＧａＡｓ、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。

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よく、かつ小型化が可能である等、種々の特徴がある。
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バイアス印加電極と、半導体結晶を挟んでこのバイアス印加電極と対向する信号読出電極とを備えている。これらのバイアス印加電極と信号読出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、前記信号読出電極から信号として取出すようにしている。
半導体結晶の一面に複数の信号読出電極を設置することにより、１つの検出素子に複数チャンネルの検出部を有する半導体放射線検出器を構成することが可能である（例えば、特許文献１参照）。

特開２００６−３１９２８５号公報

しかしながら、１つの検出素子に複数チャンネルの検出部を有する半導体放射線検出器において、１チャンネル当たりの検出部の半導体結晶の体積を同一にした場合、検出素子の中央部に位置するチャンネルの感度に対して検出素子の端部に位置するチャンネルの感度が若干低下することが本発明者らの研究により新たに判明した。例えば、厚さ１．５ｍｍ寸法６．４ｍｍ×５．０ｍｍの半導体結晶の一面に、寸法６．４ｍｍ×５．０ｍｍのバイアス印加電極を設置し、半導体結晶を挟んで対向する面に、寸法１．５ｍｍ×５．０ｍｍの信号読出電極４つを設置した半導体放射線検出器（半導体結晶の側面から端部の信号読出電極までの幅０．０５ｍｍ、信号読出電極相互の隙間の幅０．１ｍｍ）を製作して、５１１ｋｅＶのγ線に対する感度の測定試験を行ったところ、検出素子の端部の２つのチャンネルの感度が検出素子の中央部の２つのチャンネルの感度よりも約７％低い結果となった。

これは、放射線の入射による光電効果で半導体結晶中に生じた一次電子の一部は、バイアス印加電極および信号読出電極の設置されていない半導体結晶の側面から空気中へ飛び出すが、検出素子の端部のチャンネルでは、検出素子の中央部のチャンネルに比べて半導体結晶側面の面積が大きいため、空気中へ飛び出す一次電子の割合が多いためである。すなわち、検出素子の端部のチャンネルでは、入射する放射線に対して不感となる体積が大きいことになる。

例えば、前記したように、１つの検出素子に複数チャンネルの検出部を有する半導体放射線検出器を多数用いて核医学診断装置を構成した場合、チャンネルごとに感度不均一が生じてしまい、診断装置として放射性薬剤に対する検出感度の一様性を保つのが困難となる。

このような観点から、本発明は、複数チャンネルの検出感度を好適に一様化することができる半導体放射線検出器および核医学診断装置を提供することを課題とする。

前記した課題を解決するための手段として本発明の半導体放射線検出器は、一つの検出素子に、チャンネルをなす検出部が一の方向に沿って３つ以上設けられた半導体放射線検出器であって、前記検出素子の端部に位置する検出部は、その体積が、隣接する前記検出部の体積よりも大きい構成とした。この構成によれば、検出素子の端部に位置する検出部の感度を、隣接する検出部の感度と同等にすることができる。

本発明によれば、複数チャンネルの検出感度を好適に一様化することができる半導体放射線検出器および核医学診断装置が得られる。

以下、本発明の半導体放射線検出器の実施形態について図面を参照して詳細に説明する。
（第１実施形態）
本実施形態の半導体放射線検出器（以下では単に、検出器という）１は、図１（ａ）に示すように、１枚の半導体素子（検出素子）１１と、半導体素子１１の一方の面（上面）に配置されたアノード電極板１２Ａ、１２Ｂ、および他方の面（下面）に配置されたカソード電極板１３から構成されている。

半導体素子１１は、図１（ｂ）に示すように、平板状に形成された半導体結晶１１ａを備え、その一方の面（上面）には、薄い膜状の４つのアノード電極１４Ａ、１４Ｂが形成され、他方の面（下面）の全面にわたって、薄い膜状のカソード電極１５が形成されている。半導体結晶１１ａのアノード電極板１２Ａ，１２Ｂが形成された面のうち、アノード電極１４Ａとアノード電極１４Ｂとの間の領域には、電極を分割するための電極分割溝が形成されている。この電極分割溝は、例えば、深さ０．１ｍｍ程度の溝として形成されている。
本実施形態では、一つの半導体素子１１に、アノード電極１４Ａとアノード電極１４Ｂとで仕切られてチャンネルをなす検出部が、左右側面に直交する方向（一の方向；左右方向）に沿って、計四つ設けられている（検出部：この例では、図１（ｂ）に示すように、符号１０ａ〜１０ｂで示される領域）。なお、チャンネルをなす検出部１０ａ〜１０ｂは、前記一の方向に沿って三つ以上設けられていればよい。

半導体結晶１１ａは、放射線（γ線等）と相互作用を及ぼして電荷を生成する領域をなしており、ＣｄＴｅ、ＣｄＺｎＴｅ、ＧａＡｓ、ＴｌＢｒ等のいずれかの単結晶をスライスした後に、前記の電極分割溝を加工することによって形成されている。本実施形態では、半導体結晶１１ａの厚さを、例えば、１．５ｍｍ、アノード電極およびカソード電極を形成する面の寸法を、例えば、６．６ｍｍ×５．０ｍｍの薄板状体としてある。

一方の信号読出電極としてのアノード電極１４Ａ，１４Ｂは、Ｉｎ、Ａｌ、Ｔｉ、Ｐｔ、Ａｕのいずれかを用いて形成されており、また、他方のバイアス印加電極としてのカソード電極１５は、ＰｔまたはＡｕのいずれかを用いて形成されている。アノード電極１４Ａの寸法は、例えば、１．５ｍｍ×５．０ｍｍ、アノード電極１４Ｂの寸法は、例えば、１．６ｍｍ×５．０ｍｍ、また、カソード電極１５の寸法は、例えば、６．６ｍｍ×５．０ｍｍとしてある。

また、アノード電極板１２Ａがアノード電極１４Ａに接する部分の寸法は、例えば、１．５ｍｍ×５．０ｍｍとしてあり、アノード電極板１２Ｂが、アノード電極１４Ｂに接する部分の寸法は、例えば、１．６ｍｍ×５．０ｍｍとしてある。また、カソード電極板１３がカソード電極１５に接する部分の寸法は、例えば、６．６ｍｍ×５．０ｍｍとしてある。
なお、前記した各寸法は、一例を示すものであり、前記各寸法に限定される趣旨ではない。

ここで、このようなアノード電極１４Ａ、１４Ｂ、およびカソード電極１５を備えた半導体素子１１の製作工程を説明する。
はじめに、ＣｄＴｅ結晶の一方の面に電子ビーム蒸着法によって、Ｉｎを約１００ｎｍ被着する。その後、他方の面に無電解メッキ法等によってＰｔを約５０ｎｍ被着し、カソード電極１５を形成する。

次に、ダイシングソーによって、前記した電極分割溝を形成し、Ｉｎを分割してアノード電極１４Ａおよびアノード電極１４Ｂを形成する。また、この場合、ＣｄＴｅの上面の一部にも電極分割溝が同時に形成されるように加工を行い、半導体結晶１１ａを作製する。
これによってＩｎからなるアノード電極１４Ａおよびアノード電極１４Ｂと、Ｐｔからなるカソード電極１５とを備えた半導体素子１１が得られる。

このようにして得られた半導体素子１１に、図１（ｃ）に示すように、アノード電極１４Ａ、アノード電極１４Ｂ、カソード電極１５と、アノード電極板１２Ａ、アノード電極板１２Ｂ、カソード電極板１３を、それぞれ導電性接着剤によって接続することで、検出器１（図１（ａ）参照）が作製される。

ここで、アノード電極板１２Ａ、１２Ｂ、およびカソード電極板１３は、薄板状の部材であり、例えば、鉄−ニッケル合金、鉄−ニッケル−コバルト合金、クロム、タンタルのうち、少なくとも１つから構成される。導電性接着剤としては、例えば、金属粉（銀）などの導電性粒子を有機高分子材料からなる絶縁性の樹脂バインダ中に分散したものが用いられる。

次に、前記した検出器１を用いて構成される放射線検出装置３０について説明する。
放射線検出装置３０の検出器１は、図２に構造を簡略化して示すように、カソード電極板１３側に、直流高圧電源１６が接続され、アノード電極１４Ａおよびアノード電極１４Ｂ側が抵抗を介して接地されるとともに、アナログ計測回路４０に設けられた信号処理回路４０Ａあるいは信号処理回路４０Ｂに接続されている。直流高圧電源１６は、検出器１に電荷収集用の電圧として、−５００〜−８００Ｖを印加する。

アナログ計測回路４０は、検出器１と接続されてこの検出器１から出力される放射線検出信号（γ線検出信号）を処理する信号処理回路４０Ａおよび信号処理回路４０Ｂを有する。信号処理回路４０Ａは、検出器１のアノード電極１４Ａに、信号処理回路４０Ｂは、アノード電極１４Ｂにそれぞれ対応して設けられている。このような信号処理回路４０Ａおよび信号処理回路４０Ｂは、検出器１の１つのチャンネルに対応して設けられている。
信号処理回路４０Ａは、γ線検出信号に基づきγ線の波高値を求めることを目的として、チャージアンプ（前置増幅器）４１Ａ、極性アンプ（線形増幅器）４２Ａ、バンドパスフィルタ４３Ａ、および波高分析回路４４Ａを備えている。そして、これらのチャージアンプ４１Ａ、極性アンプ４２Ａ、バンドパスフィルタ４３Ａ、および波高分析回路４４Ａが、この順に接続されている。この点は、４０Ｂにおける、４１Ｂ〜４４Ｂも同じである。

検出器１のアノード電極１４Ａから出力されたγ線検出信号は、チャージアンプ４１Ａ、極性アンプ４２Ａで増幅される。増幅されたγ線検出信号は、バンドパスフィルタ４３Ａを経て波高分析回路４４Ａに入力される。波高分析回路４４Ａは、検出信号の最大値、つまり検出したγ線のエネルギーに比例したγ線検出信号の波高値を保持する。

信号処理回路４０Ａあるいは信号処理回路４０Ｂの、波高分析回路４４Ａあるいは波高分析回路４４Ｂから出力される信号は、アナログの波高値信号であり、ＡＤＣ（アナログ・デジタル変換器）１７でデジタル信号に変換される。ＡＤＣ１７は、変換した波高値のデジタル信号を、データ処理装置３３に出力する。データ処理装置３３は、入力された波高値ごとに波高値信号をカウントする。データ処理装置３３は、例えば、波高値（γ線のエネルギー）に対するそのカウント数（γ線のカウント数）の情報等を作成し、記憶装置（図示せず）に記憶させる。データ処理装置３３で作成された情報は表示装置３４で表示される。

ここで、放射線検出装置３０の作用について適宜図面を参照しながら説明する。図３（ａ）に示すように、γ線が検出器１（図１（ａ）参照、以下同じ）の半導体結晶１１ａに入射し光電効果によって一次電子Ｅを生じると、半導体結晶１１ａでは、一次電子Ｅと相互作用を及ぼし合うことによって、γ線が持つエネルギーに比例した数の正孔および電子が対になって生成される。アノード電極１４Ａとカソード電極１５との間には、直流高圧電源１６（図２参照）から、−５００〜−８００Ｖの電圧が印加されている。アノード電極１４Ｂとカソード電極１５との間も同じである。しかし、相互作用はアノード電極１４Ａの領域で行われている。このため、正孔はカソード電極１５のカソード電極板１３（図１（ａ）参照）側に移動し、電子はアノード電極１４Ａのアノード電極板１２Ａ（図１（ａ）参照）側に移動する。そして、検出器１は、アノード電極板１２Ａに収集された電子の量、つまり電荷の大きさによって、半導体結晶１１ａに入射したγ線のエネルギーの大きさを示すγ線検出信号を出力する。正孔・電子とも最短距離の電極に収集されるので、アノード電極１４Ａの領域で相互作用が生じると、アノード電極１４Ｂに収集されることはない。これにより、合わせて４つのアノード電極板１２Ａおよび１２Ｂのうち、どの電極板にγ線検出信号を出力するかによって、半導体結晶１１ａ中のγ線が入射した位置の情報を得ることができる。

ここで、γ線の入射位置が、例えば、図３（ｂ）（ｃ）に示すように、半導体結晶１１ａの端部近傍である場合を考えると、γ線の入射による光電効果で生じた一次電子Ｅは、図３（ｂ）に示すように、γ線が持つエネルギーに比例した数の正孔および電子を対にして生成する場合と、図３（ｃ）に示すように、半導体結晶１１ａ内でキャリアを生成する前に、半導体結晶１１ａの側面から空気中へ飛び出す場合がある。

半導体素子１１の端部では、一次電子Ｅの空気中へ飛び出す割合が高くなる。すなわち、半導体素子１１の端部では、入射する放射線に対して不感となる体積が大きいことになる。
例えば、５１１ｋｅＶのγ線が、図１（ａ）に示すように、半導体結晶１１ａの寸法１．５ｍｍ×６．６ｍｍの面に垂直な方向から入射する場合には、半導体結晶１１ａの側面となる５．０ｍｍ×１．５ｍｍの面から深さ約０．１ｍｍの深さまでの範囲が、不感になると計算できる。
そこで、前記した放射線検出装置３０に搭載する検出器１の半導体結晶１１ａにおいて、図１（ａ）に示すように、アノード電極１４Ａに対応するチャンネルの検出部の体積は、５．０ｍｍ×１．５ｍｍ×（０．０５ｍｍ＋１．５ｍｍ＋０．０５ｍｍ）であるのに対して、アノード電極１４Ｂに対応するチャンネルの検出部の体積は、５．０ｍｍ×１．５ｍｍ×（０．０５ｍｍ＋１．６ｍｍ＋０．０５ｍｍ）となる。すなわち、アノード電極１４Ｂに対応するチャンネルの検出部の体積が、アノード電極１４Ａに対応するチャンネルの検出部の体積よりも、５．０ｍｍ×１．５ｍｍ×０．１ｍｍだけ大きくなっている。

これによって、検出器１のうち、アノード電極１４Ａに対応するチャンネルの５１１ｋｅＶγ線に対する感度と、アノード電極１４Ｂに対応するチャンネルの５１１ｋｅＶγ線に対する感度の差を小さくすることが可能になる。

前記したように、検出器１から出力されたγ線検出信号は、図２に示すように、アノード電極１４Ａに対応して、チャージアンプ４１Ａと、極性アンプ４２Ａとで増幅され、バンドパスフィルタ４３Ａを通過した後に波高分析回路４４Ａに入力される。波高分析回路４４Ａは、バンドパスフィルタ４３Ａを通過したγ線検出信号を分析することによって、アナログ波高値信号を生成する。このアナログの波高値信号は、ＡＤＣ１７でデジタルの波高値信号に変換され、データ処理装置３３に出力される。

また、検出器１から出力されたγ線検出信号は、図２に示すように、アノード電極１４Ｂに対応して、チャージアンプ４１Ｂと、極性アンプ４２Ｂとで増幅され、バンドパスフィルタ４３Ｂを通過した後に波高分析回路４４Ｂに入力される。波高分析回路４４Ｂは、バンドパスフィルタ４３Ｂを通過したγ線検出信号を分析することによって、アナログ波高値信号を生成する。このアナログの波高値信号は、ＡＤＣ１７でデジタルの波高値信号に変換され、データ処理装置３３に出力される。

その後、データ処理装置３３は、入力された波高値信号に基づいて、検出器１で受けたγ線のエネルギーの大きさを表わす波高値を演算し、波高値（γ線のエネルギー）に対するそのカウント数（γ線のカウント数）の情報（例えば、γ線スペクトルのグラフ）を作成する。データ処理装置３３で作成された情報（γ線スペクトルのグラフ等）は表示装置３４に表示される。

ここで、本発明者らは、前記の検出器１を２５６個用いて検出チャンネル数１０２４（＝２５６×４）の放射線検出装置３０を構成し、^１８Ｆ−ＦＤＧ（フルオロデオキシグルコース）の５１１ｋｅＶγ線を使用して、その特性を測定した。この場合、２５６個の検出器１から得た１０２４個の波高値信号に基づいて、エネルギー５１１ｋｅＶのγ線スペクトルを１０２４個得ることができる。そして、得られたγ線スペクトルのエネルギー５１１ｋｅＶ±５％の範囲のカウント数を算出し、放射線検出装置としての感度のばらつきを検討した。
その結果、前記１０２４個の波高値信号の感度の標準偏差として平均値の１．５％以下という値を得ることができた。

これに対して、比較例として、次のような検出器を製作し、これを前記した放射線検出装置３０に用いて、同様に特性を測定した。
比較例の検出器としては、半導体結晶の中央部に対応するチャンネルの検出部の体積と半導体結晶の端部に対応するチャンネルの検出部の体積を同じにしたものを使用した。つまり、図４に示すように、半導体放射線検出器（以下では単に、検出器という）１０１に用いた半導体結晶１１１ａは、厚さが１．５ｍｍ、アノード電極およびカソード電極を形成する面の寸法が６．４ｍｍ×５．０ｍｍの薄板状体とした。アノード電極１１４Ａおよびアノード電極１１４Ｂの寸法は、ともに１．５ｍｍ×５．０ｍｍ、カソード電極１１５の寸法は、６．４ｍｍ×５．０ｍｍとした。アノード電極板１１２Ａがアノード電極１１４Ａに接する部分の寸法、およびアノード電極板１１２Ｂがアノード電極１１４Ｂに接する部分の寸法は、ともに１．５ｍｍ×５．０ｍｍ、そしてカソード電極板１１３がカソード電極１１５に接する部分の寸法は、６．４ｍｍ×５．０ｍｍとした。アノード電極１１４Ａとアノード電極１１４Ｂに対応するチャンネルの検出部の体積は、ともに５．０ｍｍ×１．５ｍｍ×（０．０５ｍｍ＋１．５ｍｍ＋０．０５ｍｍ）とした。

この場合も、比較例の検出器１０１を２５６個用いてチャンネル数１０２４の放射線検出装置３０（図３参照）を構成し、^１８Ｆ−ＦＤＧの５１１ｋｅＶγ線を使用して、その特性を測定した。そして、得られた１０２４個のγ線スペクトルについて、エネルギー５１１ｋｅＶ±５％の範囲のカウント数を算出し、放射線検出装置としての感度のばらつきを検討した。

その結果、１０２４個の検出チャンネルのうち、アノード電極１１４Ｂに対応する５１２個のチャンネルの感度の平均値は、アノード電極１１４Ａに対応する５１２個のチャンネルの感度の平均値に比べて約７％低く、１０２４個の全チャンネルの感度の標準偏差は平均値の約４％という結果になり、いずれも、本実施形態の前記結果を下回った。

以上説明した本実施形態の検出器１は、図５に示すように、核医学診断装置としてのＰＥＴ撮像装置３０’に適用することができる。このＰＥＴ撮像装置３０’は、中央部分に円柱状の計測空間（計測領域）３１ａを有する撮像装置３１、被検体（被検診者）Ｈを支持して長手方向に移動可能なベッド３２、データ処理装置（画像情報作成装置：コンピュータ等）３３、および表示装置３４を主として備えて構成される。

撮像装置３１には、計測空間３１ａを取り囲むようにして、前記検出器１が配線基板に多数搭載されたプリント基板Ｐが配置されている。
このようなＰＥＴ撮像装置３０’では、前記した放射線検出装置３０に用いられる直流高圧電源１６、アナログ計測回路４０、図示しないＡＤＣ（アナログデジタル変換器）、データ処理回路（デジタルＡＳＩＣ）１７等を備え、波高値、時刻、検出器１の検出チャンネルＩＤ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３３に入力されるようになっている。

検査時には、各検出器１のアノード電極１４Ａおよび１４Ｂとカソード電極１５との間に直流高圧電源１６からの直流高電圧が印加され、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、検出器１によって検出される。すなわち、ＰＥＴ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°の反対方向に放出され、多数の検出器１のうちの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、該当するアナログ計測回路４０からＡＤＣを介してデジタルＡＳＩＣ１７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３３に入力される。そして、データ処理装置３３によって、１つの陽電子の消滅により発生した一対のγ線を一個として計数（同時計測）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３３は、同時計測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、すなわち悪性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３４に表示される。

このようなＰＥＴ撮像装置３０’によれば、多数の検出器１の全検出チャンネルの感度のばらつきを小さくすることができる。それにより、放射性薬剤の計測位置ごとの感度を均一にし、放射性薬剤計測の定量性を向上することができる。

以下では、本実施形態において得られる効果を説明する。
検出器１を構成する半導体結晶１１ａにおいて、半導体素子１１の端部のアノード電極１４Ｂに対応するチャンネルの検出部の体積を、半導体素子１１の隣接するアノード電極１４Ａに対応するチャンネルの検出部の体積よりも大きくしたので（横幅を広くしたので）、半導体素子１１の端部のチャンネルにおいて、隣接するチャンネルに比べて半導体結晶１１ａの側面の面積が大きいために、空気中へ飛び出す一次電子の割合が多くなり、入射する放射線に対して不感となる体積が大きくなるが、検出部の体積自体が隣接するチャンネルよりも大きいので、その結果、半導体素子１１の端部のチャンネルの感度と、隣接するチャンネルの感度の差を小さくすることができる。
つまり、一つの半導体結晶１１ａに、チャンネルをなす検出部が一の方向に沿って三つ以上設けられた検出器１において、チャンネルごとの感度を均一にすることができる。

したがって、本実施形態の検出器１を用いたＰＥＴ撮像装置３０’においては、多数の検出器１を有しながらも、全検出チャンネルの感度のばらつきを小さくすることができる。その結果、放射性薬剤の計測位置ごとの感度を均一にし、放射性薬剤計測の定量性を向上することができる。

（第２実施形態）
本発明の第２実施形態の検出器を説明する。本実施形態の検出器２０１は、図６（ｂ）に示すように、複数チャンネルの検出部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）２０１を構成する半導体素子２１１が、奥行き方向に形状と寸法を異なるように形成した点が第１実施形態と異なっている。
すなわち、アノード電極２１４Ａに対応する検出部の体積は、５．０ｍｍ×１．５ｍｍ×（０．０５ｍｍ＋１．５ｍｍ＋０．０５ｍｍ）であるのに対して、アノード電極２１４Ｂに対応する検出部の体積は、５．３ｍｍ×１．５ｍｍ×（０．０５ｍｍ＋１．５ｍｍ＋０．０５ｍｍ）としてある。つまり、アノード電極２１４Ｂに対応する検出部の体積を、アノード電極２１４Ａに対応する検出部の体積よりも０．３ｍｍ×１．５ｍｍ×（０．０５ｍｍ＋１．５ｍｍ＋０．０５ｍｍ）だけ大きくしてある。
また、これに合わせて、アノード電極２１４Ｂの面積を、隣接するアノード電極２１４Ａの面積よりも大きくしてある。

ここで、上記の半導体素子２１１の製作工程を説明する。
はじめに、厚さ１．５ｍｍ、寸法６．４ｍｍ×５．３ｍｍのＣｄＴｅ結晶の一方の面に電子ビーム蒸着法によってＩｎを約１００ｎｍ被着し、他方の面に無電解メッキ法によってＰｔを約５０ｎｍ被着する。その後、水ジェットマイクロレーザ法によって、ＩｎおよびＰｔごとＣｄＴｅ結晶を切断加工し、さらにダイシングソーによって前記のＩｎの分割とＣｄＴｅへの電極分割溝の加工を行って、半導体素子２１１を作製する。

このような半導体素子２１１およびアノード電極板２１２Ａ、２１２Ｂ、２１３を備えた検出器２０１は、前記の第１実施形態と同様、図６（ｂ）に示すように、アノード電極２１４Ａ、アノード電極２１４Ｂ、カソード電極２１５、アノード電極板２１２Ａ、アノード電極板２１２Ｂ、カソード電極板２１３をそれぞれ導電性接着剤によって電気的に接続して構成される。

ここで、本発明者らは、前記の検出器２０１を２５６個用いて、図３に示す検出チャンネル数１０２４の放射線検出装置３０を構成し、^１８Ｆ−ＦＤＧ（フルオロデオキシグルコース）の５１１ｋｅＶγ線を使用して、その特性を測定した。この場合、２５６個の検出器２０１から得た１０２４個の波高値信号に基づいて、エネルギー５１１ｋｅＶのγ線スペクトルを１０２４個得ることができる。そして、得られたγ線スペクトルのエネルギー５１１ｋｅＶ±５％の範囲のカウント数を算出し、放射線検出装置としての感度のばらつきを検討した。

その結果、前記１０２４個の波高値信号の感度の標準偏差として平均値の１．５％以下という値を得ることができた。

本実施形態の検出器２０１によれば、半導体素子２１１が、奥行き方向に形状と寸法を異なるように形成した点が第１実施形態と異なっており、半導体素子２１１のアノード電極２１４Ｂに対応する検出部の体積が、アノード電極２１４Ａに対応する検出部の体積よりも大きくしてあるので、チャンネルごとの感度を均一にすることができる。つまり、前記第１実施形態が横幅を広げて、相互作用する領域を横方向に広げたのに対し、本実施形態では、奥行き方向に相互作用する領域を長く形成して、チャンネルごとの感度が均一になるようにしてある。

以上説明した第１、第２実施形態の検出器１、２０１は、前記したＰＥＴ撮像装置３０’に限られることはなく、ガンマカメラ、ＳＰＥＣＴ撮像装置に対しても用いることができる。
このＳＰＥＣＴ撮像装置５０を、図７を参照して説明する。ＳＰＥＣＴ撮像装置５０は、一対の放射線検出ブロック５２，５２、回転支持台（回転体）５７、データ処理装置３３、および表示装置３４を備える。

放射線検出ブロック５２，５２は、回転支持台５７に周方向に１８０°ずれた位置に配置される。具体的には、それぞれの放射線検出ブロック５２，５２の各ユニット支持部材５６（一方のみ図示）が周方向に１８０°隔てた位置で回転支持台５７に取り付けられる。結合基板５３を含む複数の検出器ユニット５３Ａがユニット支持部材５６に着脱可能に取り付けられる。検出器１（または２０１）は、コリメータ５５で仕切られる領域Ｋに多段に複数配置される（不図示）。コリメータ５５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。全結合基板５３およびコリメータ５５は回転支持台５７に設置された遮光・電磁シールド５４内に配置される。遮光・電磁シールド５４はγ線以外の電磁波の検出器１（または２０１）等への影響を遮断している。

このようなＳＰＥＣＴ撮像装置５０では、放射性薬剤が投与された被検体Ｈが載っているベッド３２が移動され、被検体Ｈは、一対の放射線検出ブロック５２の間に移動される。回転支持台５７が回転されることによって、各放射線検出ブロック５２は被検体Ｈの周囲を旋回する。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から放出されたγ線がコリメータ５５の放射線通路を通って対応する検出器１（または２０１）に入射する。そして、検出器１（または２０１）は、γ線検出信号を出力し、このγ線検出信号は、前記したアナログ計測回路４０（図３参照）等で処理され、その後、データ処理装置３３で、波高値（γ線のエネルギー）に対するそのカウント数（γ線のカウント数）の情報等が作成されて、その情報等が表示装置３４に表示される。

このような検出器１（２０１）を用いたＳＰＥＣＴ撮像装置５０においては、検出器１（２０１）のチャンネルごとの感度を均一にすることができ、その結果、放射性薬剤の計測位置ごとの感度を均一にし、放射性薬剤計測の定量性を向上することができる。

図８（ａ）（ｂ）は、検出器の変形例を示す図である。図８（ａ）に示すように、検出器１は、チャンネルをなす三つの検出部１０ａ〜１０ｃを備えた点が異なっており、一の方向に沿って、端部の検出部１０ａ，１０ｃの体積が、中央の検出部１０ｂの体積よりも大きくなっている。

また、図８（ｂ）に示す検出器１では、前後方向にも分割されており、手前側にチャンネルをなす四つの検出部１０ａ〜１０ｄを備え、後ろ側にチャンネルをなす四つの検出部１０ａ’〜１０ｄ’を備えている。この検出器では、端部の検出部１０ａ，１０ｄ，１０ａ’，１０ｄ’の体積が、中央の検出部１０ｂ，１０ｃ，１０ｂ’，１０ｃ’の体積よりも大きくなっている。

また、前記実施形態では、複数のアノード電極１４Ａ，１４Ｂ（２１４Ａ，２１４Ｂ）により複数のチャンネルの信号読出電極をそれぞれ構成するとともに、一つのカソード電極１５（２１５）でバイアス印加電極を構成したが、これに限られることはなく、複数のカソード電極により複数のチャンネルの信号読出電極をそれぞれ構成するとともに、一つのアノード電極でバイアス印加電極を構成してもよい。

本発明の第１実施形態の半導体放射線検出器を模式的に示した図であり、（ａ）は斜視図、（ｂ）は半導体放射線検出器を構成する半導体素子の端面図、（ｃ）は分解斜視図である。 信号処理回路を示したブロック図である。 （ａ）〜（ｃ）は半導体素子へのγ線の入射によるキャリアの生成を示す模式図である。 比較例の半導体放射線検出器を模式的に示した図であり、（ａ）は斜視図、（ｂ）は半導体放射線検出器を構成する半導体素子の断面図である。 本発明の第１実施形態の半導体検出器を適用した陽電子放出型断層撮像装置を示した概略構成図である。 本発明の第２実施形態の半導体放射線検出器を模式的に示した図であり、（ａ）は斜視図、（ｂ）は分解斜視図である。 本発明の第１、第２実施形態の半導体放射線検出器を適用した単光子放出断層撮像装置の概略構成図である。 （ａ）（ｂ）は変形例を模式的に示した斜視図である。

符号の説明

１ 検出器（半導体放射線検出器）
１０ａ〜１０ｄ 検出部
１１ 半導体素子（検出素子）
１２Ａ アノード電極板
１２Ｂ アノード電極板
１３ カソード電極板
１４Ａ，１４Ｂ アノード電極
１５ カソード電極
１６ 直流高圧電源
３０’ ＰＥＴ撮像装置
３０ 放射線検出装置
３１ 撮像装置
３１ａ 計測空間（計測領域）
３２ ベッド
３３ データ処理装置（画像情報作成装置）
３４ 表示装置
４０ アナログ計測回路
４０Ｂ 信号処理回路
Ｈ 被検体
ＩＤ 検出チャンネル
Ｋ 領域
Ｐ プリント基板

Claims (9)

1. 一つの検出素子に、チャンネルをなす検出部が一の方向に沿って三つ以上設けられた半導体放射線検出器であって、
   前記検出素子の端部に位置する検出部は、その体積が、隣接する前記検出部の体積よりも大きいことを特徴とする半導体放射線検出器。
2. 複数のアノード電極により複数の前記チャンネルの信号読出電極をそれぞれ構成するとともに、一つのカソード電極でバイアス印加電極を構成したことを特徴とする請求項１に記載の半導体放射線検出器。
3. 複数のカソード電極により複数の前記チャンネルの信号読出電極をそれぞれ構成するとともに、一つのアノード電極でバイアス印加電極を構成したことを特徴とする請求項１に記載の半導体放射線検出器。
4. 複数の前記チャンネルの前記検出部に対応する複数の信号読出電極のうち、前記検出素子の端部に位置する前記検出部に対応する前記信号読出電極は、その面積が、隣接する前記検出部に対応する前記信号読出電極の面積よりも大きいことを特徴とする請求項１に記載の半導体放射線検出器。
5. 前記検出素子を、テルル化カドミウム、テルル化カドミウム亜鉛、ガリウム砒素、臭化タリウムのうちの一つの単結晶で構成したことを特徴とする請求項１に記載の半導体放射線検出器。
6. 前記検出素子を、テルル化カドミウムで構成し、前記アノード電極をインジウム、アルミニウム、チタンのうちの一つ、前記カソード電極を白金または金で構成したことを特徴とする請求項１に記載の半導体放射線検出器。
7. 前記検出素子をテルル化カドミウムで構成し、前記アノード電極および前記カソード電極を、白金または金で構成したことを特徴とする請求項１に記載の半導体放射線検出器。
8. 前記検出素子を臭化タリウムで構成し、前記アノード電極および前記カソード電極を金、白金、アルミニウムのうちの一つで構成したことを特徴とする請求項１に記載の半導体放射線検出器。
9. 請求項１から請求項８のいずれか１項に記載の半導体放射線検出器を用いた核医学診断装置であって、
   複数の前記半導体放射線検出器が取り付けられた配線基板を有し、被検体を支持するベッドが挿入される計測領域を取り囲み、前記計測領域の周囲に配置された複数のプリント基板と、
   複数の前記半導体放射線検出器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、を備えたことを特徴とする核医学診断装置。

Images