JP2013156048A - 半導体放射線検出器および核医学診断装置 - Google Patents

半導体放射線検出器および核医学診断装置 Download PDF

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Abstract

【課題】長時間の計測においてもノイズの増大が少なく安定した計測性能を得られる臭化タリウム半導体放射線検出器、およびそれを用いた核医学診断装置を提供する。
【解決手段】カソード電極およびアノード電極で挟まれる半導体結晶として臭化タリウムを用いてなる半導体放射線検出器において、半導体結晶の表面のうちカソード電極もしくはアノード電極で被覆された面以外の残りの面を、タリウムのフッ化物、タリウムの塩化物の２つのうちのいずれか１つの物質、もしくは前記２つのうちのいずれか１つの物質とタリウムの臭化物との混合物で構成される不動態層で被覆した構成とした。
【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、γ線等の放射線を計測する放射線検出器を用いた核医学診断装置が広く普及してきている。代表的な核医学診断装置がガンマカメラ装置、単光子放射断層撮像装置（ＳＰＥＣＴ（Single Photon Emission Computed Tomography）撮像装置）、陽電子放出型断層撮像装置（ＰＥＴ（Positron Emission Tomography）撮像装置）等である。また、ホームランドセキュリティ（国土安全保障）を考える対象への対策の一つとして放射能爆弾テロ対策があり、そのための放射線検出器のニーズが増大しつつある。
これらの放射線検出器として、従来、シンチレータと光電子増倍管とを組み合わせたものが用いられてきたが、近年、テルル化カドミウム、カドミウム・亜鉛・テルル、ガリウム砒素、臭化タリウム等の半導体結晶を用いた半導体放射線検出器の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極に集め、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良く、かつ小型化が可能である等、種々の特長がある。
半導体放射線検出器は、例えば、板状の半導体結晶と、この半導体結晶の一方の面に形成されたカソード電極と、半導体結晶を挟んでこのカソード電極と対向するアノード電極とを備えている。これらのカソード電極とアノード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、カソード電極もしくはアノード電極から信号として取り出すようにしている。
特に、半導体放射線検出器に用いられる半導体結晶のうち、臭化タリウムは、テルル化カドミウム、カドミウム・亜鉛・テルル、ガリウム砒素等他の半導体結晶に比べて光電効果による線減衰係数が大きく、薄い半導体結晶で他の半導体結晶と同等のγ線感度を得ることができる。その結果、臭化タリウムを用いた半導体放射線検出器、およびその半導体放射線検出器を用いた核医学診断装置は、臭化タリウム以外の他の半導体結晶を用いた他の半導体放射線検出器、および臭化タリウム以外の他の半導体放射線検出器を用いた核医学診断装置に比べて、より小型化が可能である。
また、臭化タリウムの半導体結晶は、テルル化カドミウム、カドミウム・亜鉛・テルル、ガリウム砒素等の他の半導体結晶に比べて安価であるため、臭化タリウムの半導体結晶を用いた半導体放射線検出器、およびその半導体放射線検出器を用いた核医学診断装置は、他の半導体放射線検出器および臭化タリウム以外の他の半導体放射線検出器を用いた核医学診断装置に比べて、安価にすることが可能である。
臭化タリウムの半導体結晶を用いた半導体放射線検出器において、カソード電極およびアノード電極の材料としては金が用いられている（例えば、特許文献１，２および非特許文献１参照）。
そして、特許文献１には、半導体結晶としてテルル化カドミウムまたはカドミウム・亜鉛・テルルを用いた半導体放射線検出器において、電極が形成されていない半導体結晶の側面にその半導体の酸化物の不動態層を形成したものや、１つの半導体結晶の一方の面に多数の矩形状の電極を複数配置する構成において、その電極間のギャップ部分にその半導体の酸化物の不動態層を形成したものが開示されている。
また、特許文献２には、半導体放射線検出器の電極が形成されていない半導体結晶の側面に耐湿性の高い絶縁コーティングを施したものが開示されている。
米国特許出願公開第２０１０／００３２５７９Ａ１号明細書 米国特許出願公開第２００８／０１４９８４４Ａ１号明細書
IEEE TRANSACTIONS ON NUCLEAR SCIENCE VOL.56,No.3,JUNE 2009 (p.８１９〜８２３参照）
ところで、臭化タリウムの半導体結晶を用いた半導体放射線検出器もしくはその半導体放射線検出器を用いた核医学診断装置は、長時間にわたって安定動作させる必要がある。例えば、核医学診断装置は通常、医療活動に供するため日中の８時間程度の連続稼働が必要であり、稼働中には半導体放射線検出器の計測性能を安定化させる、すなわち入射γ線のエネルギスペクトルを安定して計測できることが必要である。
しかしながら、発明者らが実際に臭化タリウムの半導体結晶を用いた半導体放射線検出器を作製して数時間程度の連続計測を行ったとき、γ線エネルギスペクトル上で次第にノイズが増大し、安定計測ができなくなる半導体放射線検出器が多いことが判明した。
臭化タリウムを用いた半導体放射線検出器は、臭化タリウムの板状の半導体結晶と、その一方の面に設けられたカソード電極と、半導体結晶の一方の面に対向する他方の面に設けられたアノード電極で構成されているが、臭化タリウムの半導体結晶の表面のうちカソード電極とアノード電極により被覆された以外の部分は、臭化タリウムの半導体結晶がそのまま露出したままの面であった。
したがって、カソード電極またはアノード電極により被覆されていない部分の表面には、臭化タリウム以外に、不純物としてごく少量のタリウム（金属）等が存在しており、タリウムの一部は空気中の酸素と反応して酸化タリウムを形成することが考えられる。臭化タリウムの電気抵抗率（以下、単に「抵抗率」と称する）は１０１０Ω・ｃｍ程度であるのに対して、金属であるタリウムの抵抗率は２×１０−５Ω・ｃｍと低い。また、酸化タリウムには酸化第一タリウム（Ｔｌ２Ｏ）と酸化第二タリウム（Ｔｌ２Ｏ３）が存在し、酸化第一タリウムの抵抗率は不明だが、酸化第二タリウムのバルクの抵抗率は７×１０−５Ω・ｃｍであり臭化タリウムに比べて格段に低い。酸化第一タリウムは空気中で徐々に酸化され、酸化第二タリウムに変化すると考えられる。
臭化タリウムの半導体結晶を用いた半導体放射線検出器で計測を行う場合には、カソード電極とアノード電極との間に数百Ｖの直流高圧電圧を印加するが、長時間にわたって高圧電圧を印加し続けると、半導体結晶の表面のうちカソード電極またはアノード電極に被覆されていない部分に臭化タリウム結晶よりも格段に抵抗率の低い個所が発生して、カソード電極とアノード電極の間の暗電流が間欠的、不規則的に増大することが考えられる。そのため、エネルギスペクトル上でノイズが増大してエネルギ分解能が劣化し、安定計測ができなくなる検出器が多いと推定された。
したがって、半導体放射線検出器の臭化タリウムの半導体結晶の表面のうちカソード電極またはアノード電極に被覆されていない部分に対して、臭化タリウム結晶をそのまま露出させたままの場合は、半導体放射線検出器として長時間計測に用いたときに、ノイズの増大が防止できない可能性が高く、臭化タリウムの半導体結晶を半導体放射線検出器に用いた核医学診断装置を長時間安定して使用することができないという問題があった。
本発明は、前記した課題を解決するものであり、長時間の計測においてもノイズの増大が少なく安定した計測性能を得られる臭化タリウムの半導体結晶を用いた半導体放射線検出器、およびその半導体放射線検出器を用いた核医学診断装置を提供することを目的とする。
前記課題を解決するために、第１の発明は、カソード電極およびアノード電極で挟まれる臭化タリウムの半導体結晶を用いてなる半導体放射線検出器であって、半導体結晶の表面のうちカソード電極またはアノード電極で被覆された面以外の残りの面が、タリウムのフッ化物、タリウムの塩化物の２つのうちのいずれか１つの物質、もしくは前記２つのうちのいずれか１つの物質とタリウムの臭化物との混合物で構成される不動態層で被覆されていることを特徴とする。
なお、前記した不動態層の上に、さらに耐湿性の電気絶縁コーティングを施すことが望ましい。
第１の発明によれば、前記半導体結晶の表面のうちカソード電極またはアノード電極で被覆されていない面は不動態層で被覆され、該不動態層、および半導体結晶を構成する臭化タリウムと該不動態層の界面には、抵抗率の低い金属のタリウムや酸化タリウムが存在しない。その結果、臭化タリウムの半導体結晶を用いた半導体放射線検出器を使用して長時間計測を行った場合に、カソード電極とアノード電極の間の暗電流が間欠的、不規則的に増大するのを防止することができ、安定してエネルギスペクトルの計測が可能になる。
第２の発明は、前記した第１の発明の半導体放射線検出器を用いた核医学診断装置である。
第２の発明によれば、長時間にわたって安定してエネルギスペクトルの計測が可能で、鮮明な画像が取得できる核医学診断装置が得られる。
本発明によれば、長時間の計測においてもノイズの増大が少なく安定した計測性能を得られる臭化タリウムの半導体結晶を用いた半導体放射線検出器、およびその半導体放射線検出器を用いた核医学診断装置を提供できる。
第１実施形態に係る半導体放射線検出器の構成の模式図であり、（ａ）は、斜視図、（ｂ）は、断面図である。 第１実施形態に係る半導体放射線検出器を用いて放射線計測を行う場合の放射線検出回路の構成図である。 第１実施形態に係る半導体放射線検出器に印加されるバイアス電圧の時間変化の説明図である。 第１実施形態に係る半導体放射線検出器を用いて計測した５７Ｃｏ線源のγ線エネルギスペクトルの説明図であり、（ａ）は、バイアス電圧印加直後のγ線エネルギスペクトルの説明図、（ｂ）は、バイアス電圧を印加し始めてから８時間後のγ線エネルギスペクトルの説明図である。 比較例の半導体放射線検出器の構成の模式図であり、（ａ）は、斜視図、（ｂ）は、断面図である。 比較例の半導体放射線検出器を用いて計測した５７Ｃｏ線源のγ線エネルギスペクトルの説明図であり、（ａ）は、バイアス電圧印加直後のγ線エネルギスペクトルの説明図、（ｂ）は、バイアス電圧を印加し始めてから８時間後のγ線エネルギスペクトルの説明図である。 第２実施形態に係る半導体放射線検出器の構成の模式図であり、（ａ）は、斜視図、（ｂ）は、断面図である。 第２実施形態に係る半導体放射線検出器を用いて放射線計測を行う場合の放射線検出回路の構成図である。 第２実施形態に係る半導体放射線検出器を用いて計測した５７Ｃｏ線源のγ線エネルギスペクトルの説明図であり、（ａ）は、バイアス電圧印加直後のγ線エネルギスペクトルの説明図、（ｂ）は、バイアス電圧を印加し始めてから８時間後のγ線エネルギスペクトルの説明図である。 第１、第２実施形態の半導体放射線検出器を核医学診断装置に備えた第１の適用例としての単光子放射断層撮像装置（ＳＰＥＣＴ撮像装置）の概略の構成図である。 第１、第２実施形態の半導体放射線検出器を核医学診断装置に備えた第２の適用例としての陽電子放出型断層撮像装置（ＰＥＴ撮像装置）の概略の構成図である。
以下、本発明の半導体放射線検出器およびそれを用いた核医学診断装置について、図面を参照して詳細に説明する。
（第１実施形態の半導体放射線検出器）
図１は、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）は断面図である。
本実施形態の半導体放射線検出器１０１Ａ（以下では単に、「検出器１０１Ａ」と称する）は、図１（ａ）、（ｂ）に示すように、平板状に形成された１枚の半導体結晶１１１と、半導体結晶１１１の一方の面（図１における下面）に配置された第１電極（アノード電極、カソード電極）１１２と、他方の面（図１における上面）に配置された第２電極（カソード電極、アノード電極）１１３とを備えている。また、半導体結晶１１１の表面のうち第１電極１１２もしくは第２電極１１３に被覆された面以外の面には、半導体結晶１１１を被覆する形で側面不動態層１１４が設けられている。
ここで、側面不動態層１１４と称するのは、半導体結晶１１１の対向する２面に第１、第２電極１１２，１１３が形成されていることから、主に第１電極１１２もしくは第２電極１１３に被覆された面以外とは、側面部が該当するからである。しかし、その「側面不動態層１１４」は、その呼称のように側面部に限定されるものではなく、第１、第２電極１１２，１１３が、半導体結晶１１１の対向する２面の一部において形成されない領域がある場合は、その領域をも含むものである。
半導体結晶１１１は、放射線（γ線等）と相互作用をして電荷を生成する領域をなしており、臭化タリウム(ＴｌＢｒ)の単結晶をスライスして形成されている。本実施形態では、半導体結晶１１１の厚さが、例えば、０．８ｍｍ、第１電極１１２および第２電極１１３を形成する面の図１（ａ）における横幅、奥行き寸法が、例えば、５．１ｍｍ×５．０ｍｍの薄板状としてある。
また、第１電極１１２および第２電極１１３は、金、白金、またはパラジウムのいずれかを用いて形成されており、その厚さは、例えば、５０ｎｍ(ナノメートル)としてある。
第１電極１１２および第２電極１１３の図１（ａ）における横幅、奥行き寸法は、例えば、５．１ｍｍ×５．０ｍｍとしてある。また、側面不動態層１１４の厚さは、例えば、約８ｎｍ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ものではないが、本実施形態ではこの寸法を例に以下説明をする。
次に、このような半導体結晶１１１、第１電極１１２、第２電極１１３、および側面不動態層１１４を備えた検出器１０１Ａの製作工程を説明する。
はじめに、例えば、寸法５．１ｍｍ×５．０ｍｍの平板状に形成された臭化タリウムの半導体結晶１１１の一方の面（図１における下面）に電子ビーム蒸着法によって金、白金、またはパラジウムを５０ｎｍ被着し、第１電極１１２を形成する。
次に、半導体結晶１１１の第１電極１１２を形成した面と反対側の面（図１における上面）に、電子ビーム蒸着法によって金、白金、またはパラジウムを５０ｎｍ被着し、第２電極１１３を形成する。
その後、四フッ化炭素ガスの高周波放電によって生成させたフッ素プラズマで表面全体を処理し、半導体結晶１１１の表面のうち第１電極１１２および第２電極１１３のいずれでも被覆されていない面（特許請求の範囲に記載の「半導体結晶の表面のうちカソード電極またはアノード電極で被覆された面以外の残りの面」に対応）に存在するタリウム酸化物を還元するとともに、生成したタリウム（金属）および半導体結晶１１１作製時に表面付近に生成したタリウム（金属）をフッ化して、タリウムのフッ化物からなる側面不動態層１１４を形成する。その場合に、第１電極１１２および第２電極１１３は金、白金、またはパラジウムから構成されているので、フッ素プラズマとは反応せず、変化しない。
ちなみに、タリウムのフッ化物からなる側面不動態層１１４は、極めて薄く、半導体結晶１１１の表面のうち第１電極１１２および第２電極１１３のいずれでも被覆されていない面（特許請求の範囲に記載の「半導体結晶の表面のうちカソード電極またはアノード電極で被覆された面以外の残りの面」に対応）に全てタリウムのフッ化物からなる側面不動態層１１４が形成されない場合もある。その場合は、半導体結晶１１１を構成している臭化タリウムが局所的に露出していることから、側面不動態層１１４は、タリウムのフッ化物とタリウムの臭化物との混合物からなる側面不動態層１１４を形成することになる。
ここで、前記したフッ素プラズマによる処理に替えて、三塩化ホウ素ガスの高周波放電によって生成させた塩素プラズマで表面全体を処理し、半導体結晶１１１の表面のうち第１電極１１２および第２電極１１３のいずれでも被覆されていない面（特許請求の範囲に記載の「半導体結晶の表面のうちカソード電極またはアノード電極で被覆された面以外の残りの面」に対応）に存在するタリウム酸化物を還元すると共に、生成したタリウム（金属）および半導体結晶１１１作製時に表面付近に生成したタリウム（金属）を塩化して、タリウムの塩化物からなる側面不動態層１１４を形成しても良い。その場合も、第１電極１１２および第２電極１１３は金、白金、またはパラジウムから構成されているので、塩素プラズマとは反応せず、変化しない。
さらに、前記したフッ素プラズマによる処理や塩素プラズマによる処理に替えて、水素ガスと水蒸気ガスのマイクロ波放電によって生成させた水素プラズマで表面全体を処理し、半導体結晶１１１の表面のうち第１電極１１２および第２電極１１３のいずれでも被覆されていない面（特許請求の範囲に記載の「半導体結晶の表面のうちカソード電極またはアノード電極で被覆された面以外の残りの面」に対応）に存在するタリウム酸化物を還元した後、第１電極１１２および第２電極１１３付きの半導体結晶１１１を、塩酸に浸漬することによって塩化して、タリウムの塩化物からなる側面不動態層１１４を形成しても良い。その場合に、第１電極１１２および第２電極１１３は金、白金、またはパラジウムから構成されているので、水素プラズマや塩酸とは反応せず、変化しない。
ちなみに、塩素プラズマで表面全体を処理して、または、塩酸に浸漬して形成したタリウムの塩化物からなる側面不動態層１１４は、極めて薄く、半導体結晶１１１の表面のうち第１電極１１２および第２電極１１３のいずれでも被覆されていない面（特許請求の範囲に記載の「半導体結晶の表面のうちカソード電極またはアノード電極で被覆された面以外の残りの面」に対応）に全てタリウムの塩化物からなる側面不動態層１１４が形成されない場合もある。その場合は、半導体結晶１１１を構成している臭化タリウムが局所的に露出していることから、側面不動態層１１４は、タリウムの塩化物とタリウムの臭化物との混合物からなる側面不動態層１１４を形成することになる。
このような半導体結晶１１１の表面のうち第１電極１１２および第２電極１１３のいずれでも被覆されていない面（特許請求の範囲に記載の「半導体結晶の表面のうちカソード電極またはアノード電極で被覆された面以外の残りの面」に対応）に存在するタリウム酸化物を還元するとともに、生成したタリウム（金属）および半導体結晶１１１作製時に表面付近に生成したタリウム（金属）を、タリウムのフッ化物またはタリウムの塩化物とし、タリウムのフッ化物からなる側面不動態層１１４またはタリウムのフッ化物とタリウムの臭化物との混合物からなる側面不動態層１１４、もしくは、タリウムの塩化物からなる側面不動態層１１４またはタリウムの塩化物とタリウムの臭化物との混合物からなる側面不動態層１１４を形成する工程を経ることによって検出器１０１Ａが得られる。
本実施形態の検出器１０１Ａにおいては、臭化タリウムの半導体結晶１１１の表面のうち第１電極１１２および第２電極１１３のいずれでも被覆されていない面が、タリウムをフッ化または塩化して形成した前記側面不動態層１１４によって被覆されているので、半導体結晶１１１を構成する臭化タリウムが酸化されることがなく、また、側面不動態層１１４自体もタリウム（金属）やタリウム酸化物に比べて十分に抵抗率が高い。さらに、半導体結晶１１１と側面不動態層１１４との間にタリウム（金属）が残存することもない。
（放射線検出回路）
次に、前記した検出器１０１Ａを用いて放射線計測を行う場合の回路構成を、図２を用いて説明する。図２は、第１実施形態に係る半導体放射線検出器を用いて放射線計測を行う場合の放射線検出回路の構成図である。
図２において、放射線検出回路３００Ａは、半導体結晶１１１（図１参照）とその２つの対向面に第１電極１１２と第２電極１１３を有する検出器１０１Ａと、検出器１０１Ａに電圧を印加する平滑コンデンサ３２０と、平滑コンデンサ３２０の一方の電極（例えば、第１電極１１２側）に正電荷を供給する第１直流電源３１１と、平滑コンデンサ３２０の前記一方の電極に負電荷を供給する第２直流電源３１２と、を備えている。
なお、図２では、平滑コンデンサ３２０の一方の電極を第１電極１１２側とし、他方の電極を接地線側としたが、それに限定されるものではなく、一方の電極を第２電極１１３側とし、他方の電極を接地線側としても良い。
また、第１直流電源３１１から平滑コンデンサ３２０の前記一方の電極への電流を通流するように定電流特性の極性を合わせて接続した第１定電流ダイオード３１８と、平滑コンデンサ３２０の前記一方の電極から第２直流電源３１２への電流を通流するように定電流特性の極性を合わせて接続した第２定電流ダイオード３１９と、第１直流電源３１１と平滑コンデンサ３２０の前記一方の電極を接続する配線に接続された第１フォトモスリレー３１５と、第２直流電源３１２と平滑コンデンサ３２０の前記一方の電極を接続する配線に接続された第２フォトモスリレー３１６とを備えている。
ここで、第１定電流ダイオード３１８と第２定電流ダイオード３１９とが、定電流装置３６１を構成している。
さらに、第１直流電源３１１と第１フォトモスリレー３１５との間には抵抗３１３が、また、第２直流電源３１２と第２フォトモスリレー３１６との間には抵抗３１４が過電流の防止用の抵抗として備えられている。
第１フォトモスリレー３１５と第２フォトモスリレー３１６の開閉は、スイッチ制御装置３１７によって制御される。
また、第１フォトモスリレー３１５と第２フォトモスリレー３１６は機能としてはリレー（継電器）であるが、高速の応答性を備えていること、およびチャタリング等による誤動作を防止するために構造上に機械的な接点がなく高い信頼性を備えていることで、フォトモスリレーが用いられている。
また、検出器１０１Ａの出力側にはブリーダ抵抗３２１の一端側と結合コンデンサ３２２の一方の電極が接続され、結合コンデンサ３２２の他方の電極には検出器１０１Ａの出力信号を増幅する増幅器３２３が接続されている。
第１直流電源３１１の負極、第２直流電源３１２の正極、平滑コンデンサ３２０の前記他方の電極、およびブリーダ抵抗３２１の他端側はそれぞれ接地線に接続される。
さらに、スイッチ制御装置３１７と増幅器３２３には、第１、第２フォトモスリレー３１５，３１６の開閉および増幅器３２３の出力極性反転のタイミングを制御する極性統合制御装置３２４が接続されている。
なお、第１定電流ダイオード３１８と第２定電流ダイオード３１９は、互いに定電流特性の極性を逆にし、直列に接続されて定電流装置３６１を構成している。この構成において、第１定電流ダイオード３１８と第２定電流ダイオード３１９に用いられている現状の一般的な定電流ダイオードは、電界効果型トランジスタ（ＦＥＴ：Field Effect Transistor）のソース電極とゲート電極とを短絡した構造で定電流特性が作り出されているので、逆電圧を加えた場合は電界効果型トランジスタの中で形成されているｐ−ｎ接合が順方向にバイアスされ、検出器１０１Ａの第１電極１１２に電圧を印加する大きな電流が流れる。つまり定電流ダイオードの電流特性は極性を持っている。
したがって、第１定電流ダイオード３１８と第２定電流ダイオード３１９とは互いに定電流特性の極性を逆にして直列に接続されることによって、極性の差がない定電流特性が得られる。このような理由から、定電流装置３６１は、第１定電流ダイオード３１８と第２定電流ダイオード３１９とを互いに定電流特性の極性を逆にして直列に接続された構成とすることにより、極性の差がない定電流特性を有している。
放射線検出回路３００Ａによってγ線等の放射線エネルギを計測する場合には、検出器１０１Ａの第１電極１１２と第２電極１１３との電極間には、第１直流電源３１１もしくは第２直流電源３１２と平滑コンデンサ３２０によって、電荷収集用のバイアス電圧が印加されている（例えば、＋５００Ｖもしくは−５００Ｖ）。バイアス電圧が印加された検出器１０１Ａにγ線が入射すると、検出器１０１Ａを構成する半導体結晶１１１（図１参照）と入射したγ線との間で相互作用が起こり、電子および正孔といった電荷が生成される。
ところで、検出器１０１Ａの第１電極１１２に加えられるバイアス電圧は、前記したように、例えば、＋５００Ｖもしくは−５００Ｖと切り換わるので、第１電極１１２にプラス電圧が印加された状態では、第１電極１１２がアノード電極となり、第２電極１１３がカソード電極となる。逆に、第１電極１１２にマイナス電圧が印加された状態では、第１電極１１２がカソード電極となり、第２電極１１３がアノード電極となる。
生成された電荷は、検出器１０１Ａの第２電極１１３からγ線検出信号（放射線検出信号）として出力される。このγ線検出信号は、結合コンデンサ３２２を介して、増幅器３２３に入力される。ブリーダ抵抗３２１は、結合コンデンサ３２２に電荷が蓄積し続けることを防止し、検出器１０１Ａの出力電圧が上がり過ぎないようにする働きをする。増幅器３２３は、微小な電荷であるγ線検出信号を電圧に変換し増幅する働きをする。
増幅器３２３によって増幅されたγ線検出信号は、後段のアナログ・デジタル変換器（図示せず）でデジタル信号に変換され、γ線のエネルギ毎にデータ処理装置（図示せず）によってカウントされる。これらの後段のアナログ・デジタル変換器や、γ線のエネルギデータ処理装置については、公知の技術であり、例えば、特開２００５−１０６８０７号公報等に開示されており詳細は省略する。
なお、図２において符号３０１Ａを付した破線枠で囲った部分が、検出器１０１Ａを複数配置して後記する核医学診断装置のＳＰＥＣＴ撮像装置６００やＰＥＴ撮像装置７００における検出器１０１Ａ毎に設けられる単位放射線検出器回路３０１Ａを示している。
ここで増幅器３２３は、極性統合制御装置３２４により出力極性が切り換え可能とされるタイプのものである。つまり、極性統合制御装置３２４によりスイッチ制御装置３１７、第１、第２フォトモスリレー３１５，３１６を介して、γ線検出時に図２の検出器１０１Ａの第２電極１１３に負電荷が収集されるか正電荷が収集されるが切り換わり、それに応じて結合コンデンサ３２２の他方の電極が正電圧の出力パルスを出力するかまたは負電圧の出力パルスを出力するかが切り換わる。
したがって、増幅器３２３は、極性統合制御装置３２４からの指令信号により、例えば、結合コンデンサ３２２の他方の電極から正電圧の出力パルスが出力されるときは非反転増幅器として機能させ、結合コンデンサ３２２の他方の電極から負電圧の出力パルスが出力されるときは反転増幅器として機能するように出力極性が可変の構成となっている。
極性統合制御装置３２４は、予め設定された、例えば、５分毎の極性反転の時間情報に基づいてスイッチ制御装置３１７と増幅器３２３に「正バイアス」、「負バイアス」、「正から負へのバイアス反転」、「負から正へのバイアス反転」の指令信号を送信する。スイッチ制御装置３１７はこの指令信号に基づいて第１、第２フォトモスリレー３１５，３１６を開閉する。
（ポーラリゼーションについて）
ところで、検出器１０１Ａの部材である半導体結晶１１１（図１参照）は、臭化タリウムで構成されているので、検出器１０１Ａに対して第１直流電源３１１を用いて、例えば、＋５００Ｖのバイアス電圧を連続して印加すると、半導体結晶１１１にポーラリゼーション（polarization、結晶構造や特性の偏り）が発生し、放射線計測性能の劣化が発生し、γ線のエネルギ分解能が劣化する。
ポーラリゼーションを防止するには、検出器１０１Ａに印加するバイアス電圧の極性を周期的に反転する必要がある。すなわち、例えば＋５００Ｖから−５００Ｖ、−５００Ｖから＋５００Ｖに極性反転する必要がある。反転の周期は、例えば、５分である。
まず、最初に、検出器１０１Ａに＋５００Ｖのバイアス電圧を印加する場合について説明する。正の直流バイアス電圧は、第１直流電源３１１によって供給される。第１直流電源３１１から検出器１０１Ａに対して＋５００Ｖの電圧を直接印加するとノイズが発生するため、接地された平滑コンデンサ３２０を途中に介設させて検出器１０１Ａの第１電極１１２に電圧を印加する。すなわち、検出器１０１Ａへ印加するバイアス電圧は、実質的には平滑コンデンサ３２０から印加されている。
スイッチ制御装置３１７は、検出器１０１Ａに正のバイアス電圧を印加する時に、第１フォトモスリレー３１５を閉じている（第１フォトモスリレー３１５がオンの状態）とともに第２フォトモスリレー３１６を開いている（第２フォトモスリレー３１６がオフの状態）。
平滑コンデンサ３２０は、第１定電流ダイオード３１８（および第２定電流ダイオード３１９）を介して充電され、平滑コンデンサ３２０の電圧は＋５００Ｖとなる。それに伴って、検出器１０１Ａに印加されるバイアス電圧も＋５００Ｖとなる。
逆に、検出器１０１Ａに−５００Ｖのバイアス電圧を印加する場合、負の直流バイアス電圧は、第２直流電源３１２によって、ノイズ発生を抑制するため接地された平滑コンデンサ３２０を途中に介設させて検出器１０１Ａの第１電極１１２に供給される。スイッチ制御装置３１７は、検出器１０１Ａに負のバイアス電圧を印加する時に第１フォトモスリレー３１５を開く（第１フォトモスリレー３１５がオフの状態）とともに、第２フォトモスリレー３１６を閉じている（第２フォトモスリレー３１６がオンの状態）。平滑コンデンサ３２０は、第２定電流ダイオード３１９（および第１定電流ダイオード３１８）を介して充電され、平滑コンデンサ３２０の電圧は−５００Ｖとなる。
放射線検出回路３００Ａは、平滑コンデンサ３２０の一方の電極に正電荷もしくは負電荷を蓄積することで、検出器１０１Ａへ印加するバイアス電圧を正負反転させている。
次に、図３を参照しながら、検出器１０１Ａに印加されるバイアス電圧の時間変化について説明する。図３は、第１実施形態に係る半導体放射線検出器に印加されるバイアス電圧の時間変化の説明図である。本実施形態において、検出器１０１Ａに印加されるバイアス電圧は、例えば、最初＋５００Ｖである（符号４１１）が、その後バイアス電圧の周期的反転により、−５００Ｖ（符号４１３）に変化し、５分間継続され、その後に再び+５００Ｖ（符号４１１）に復帰する。これを、以後繰り返す。
バイアス電圧が反転する時の時間変化（符号４１２および４１４）部分が直線的な勾配になるのは、定電流装置３６１の効果である。また、バイアス電圧を反転させる間は、バイアス電圧の絶対値が電荷収集用として不十分となりγ線検出信号を十分に取出せなくなるが、符号４１６および４１７で表わされる計測の途切れ時間はそれぞれ０．３秒である。５分の計測中に０．３秒の途切れ時間が発生するが、放射線検出回路３００Ａを核医学診断装置やホームランドセキュリティ対策の放射線検出器に応用する場合には、十分に短い時間であって、問題とはならない。
（第１実施形態に係る半導体放射線検出器の放射線計測性能）
次に、図４を参照しながら検出器１０１Ａの放射線計測性能について説明する。図４は、第１実施形態に係る半導体放射線検出器を用いて計測した５７Ｃｏ線源のγ線のエネルギスペクトルの説明図であり、（ａ）は、バイアス電圧印加直後のγ線のエネルギスペクトルの説明図、（ｂ）は、バイアス電圧を印加し始めてから８時間後のγ線のエネルギスペクトルの説明図である。図４（ａ），（ｂ）において、横軸はエネルギチャンネルのチャンネル番号を示している。γ線検出信号のパルス波高が検出されたγ線エネルギ値を示す。そこで、図４におけるエネルギチャンネルの各番号は、γ線検出信号のパルス波高をマルチチャンネル波高分析器に入力し、γ線検出信号のパルス波高が所定のエネルギ幅で設定されたいずれのエネルギウィンド（エネルギチャンネル）のものかを示し、γ線検出信号の示すγ線エネルギ値に対応する。例えば。図４（ａ）において、ほぼ３７０チャンネル近辺のエネルギチャンネルが、ほぼ１２２ｋｅＶのγ線エネルギ値が割り当てられている。縦軸は各エネルギチャンネルのγ線の計数率（counts per ５min、５分当たりのカウント数）である。
図４（ａ）において、ほぼ１２２ｋｅＶに対応したエネルギチャンネルの計数率にピークが見られる。このようなピークにおけるエネルギ分解能は、次のように表わせる。
エネルギ分解能＝（ピークの半値幅のチャンネル数）／（ピーク直下のチャンネル数）
図４（ａ）と図４（ｂ）の２つのγ線エネルギスペクトル図において、１２２ｋｅＶのエネルギ分解能はどちらもほぼ８％である。また、本実施形態の検出器１０１Ａを８時間連続動作させた後の暗電流をモニタしたところ、約０．１μＡを維持し、間欠的、不規則的に暗電流が増大することはない。少なくとも８時間にわたってエネルギ分解能はほぼ８％を維持し、ノイズが増大することもなく、安定して放射線計測が可能である。
以上は、側面不動態層１１４（図１参照）を設けた場合の検出器１０１Ａの特性である。
（不動態層を設けない比較例の場合の特性）
次に、図５、図６を参照しながらに側面不動態層１１４を設けない場合の半導体検出器５０１（以下、単に「検出器５０１」と称する）の比較例を示し、その特性を図４と対比することにより、側面不動態層１１４を設けた場合の検出器１０１Ａの特徴と優位性を示す。図５は、比較例の半導体放射線検出器の構成の模式図であり、（ａ）は、斜視図、（ｂ）は、断面図である。図６は、比較例の半導体放射線検出器を用いて計測した５７Ｃｏ線源のγ線エネルギスペクトルの説明図であり、（ａ）は、バイアス電圧印加直後のγ線エネルギスペクトルの説明図、（ｂ）は、バイアス電圧を印加し始めてから８時間後のγ線エネルギスペクトルの説明図である。
図５に示すように、比較例は、臭化タリウムの半導体結晶１１１の第１電極１１２および第２電極１１３のいずれでも被覆されていない面に不動態層を設けない場合である。
図６（ａ）では１２２ｋｅＶのエネルギ分解能がほぼ８％であるが、図６（ｂ）ではエネルギ分解能がほぼ１２％に低下してしまっている。比較例の検出器５０１を８時間連続動作させた後の第１電極５１２と第２電極５１３の間の暗電流をモニタしたところ、バイアス電圧印加直後は約０．１２μＡであったが、８時間後では約０．１２〜０．３μＡの間で間欠的、不規則的に変化していた。
以上、第１実施形態の検出器１０１Ａ（図１参照）と比較例の検出器５０１（図５参照）の特性比較において、第１実施形態の検出器１０１Ａでは８時間の連続動作でも暗電流の増大が見られずエネルギ分解能も変化しないのに対して、比較例の検出器５０１では８時間の連続動作後には暗電流が間欠的、不規則的に増大しエネルギ分解能がバイアス印加直後に比べて大きく低下した。
したがって、第１実施形態の検出器１０１Ａは、放射線計測性能の安定性の点で、比較例の検出器５０１に比べて大きく改善されている。これは、本発明の第１実施形態の検出器１０１Ａにおいて側面不動態層１１４を設けたことによる効果である。
（第２実施形態の半導体放射線検出器）
次に、図７から図９を参照しながら本発明の第２実施形態の半導体放射線検出器１０１Ｂとそれを用いた放射線検出回路３００Ｂについて説明する。
第１の実施形態の半導体放射線検出器１０１Ａおよびその放射線検出回路３００Ａと同じ構成要素に対しては、同じ符号を付し、重複する説明を省略する。
図７は、本発明の第２実施形態の半導体放射線検出器の構成の模式図であり、（ａ）は、斜視図、（ｂ）は、断面図である。
本実施形態の半導体放射線検出器１０１Ｂ（以下では単に、「検出器１０１Ｂ」と称する）は、図７（ａ）に示すように、１枚の半導体結晶１１１と、半導体結晶１１１の一方の面（図７において下面）に配置された共通電極である第１電極（アノード電極、カソード電極）１１２と、他方の面（図７において上面）に配置された複数の分割電極である、例えば、第２電極（カソード電極、アノード電極）１１３Ａ〜１１３Ｄとを備えている。以下、第２電極１１３Ａ〜１１３Ｄを単に第２電極（アノード電極、カソード電極）１１３と称する場合もある。
また、半導体結晶１１１の表面のうち第１電極１１２もしくは第２電極１１３に被覆された面以外の面には、側面に側面不動態層１１４、図７における上面の第２電極１１３Ａ〜１１３Ｄのそれぞれの間に分割電極間不動態層１１５（図７（ｂ）参照）が、形成されている。
本実施形態では、一つの検出器１０１Ｂにおいて、共通電極の第１電極１１２に対して半導体結晶１１１を挟んで対向させた第２電極１１３が複数の分割電極に区切られることによって、第２電極１１３Ａ〜１１３Ｄに対応する１つ１つが、独立の半導体検出器（検出チャンネル）として機能する検出部（チャンネル）１０１ａ〜１０１ｄとして、計４つ構成されている。
半導体結晶１１１は、放射線（γ線等）と相互作用をして電荷を生成する領域をなしており、臭化タリウム（ＴｌＢｒ）の単結晶をスライスして形成されている。本実施形態では、半導体結晶１１１の厚さが、例えば、０．８ｍｍ、第１電極１１２および第２電極１１３Ａ〜１１３Ｄを形成する面の図７（ａ）における横幅、奥行き寸法が、例えば、５．１ｍｍ×５．０ｍｍの薄板状としてある。
また、第１電極１１２および第２電極１１３は、金、白金、またはパラジウムのいずれかを用いて形成されており、その厚さは、例えば、５０ｎｍとしてある。
第２電極１１３Ａ〜１１３Ｄの図７（ａ）における横幅、奥行き寸法は、例えば、１．２ｍｍ×５．０ｍｍとしてある。
ここで、側面不動態層１１４および分割電極間不動態層１１５の厚さは、例えば、約８ｎｍとしてあり、分割電極間不動態層１１５の図７（ａ），（ｂ）における横幅は、例えば、０．１ｍｍ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ものではないし、第２電極１１３の分割数も４つに限定されるものではない。
次に、このような半導体結晶１１１、第１電極１１２、第２電極１１３Ａ〜１１３Ｄ、側面不動態層１１４、および分割電極間不動態層１１５を備えた検出器１０１Ｂの製作工程を説明する。
はじめに、平板状に形成された臭化タリウムの半導体結晶１１１の一方の面（図７（ａ）における下面）に電子ビーム蒸着法によって金、白金、またはパラジウムを、例えば、５０ｎｍ被着し、第１電極１１２を形成する。
次に、半導体結晶１１１の第１電極１１２を形成した面とは反対側の面（図７（ａ）における上面）に、第２電極１１３Ａ〜１１３Ｄを形成しない間隙分部にのみフォトレジストを塗り、その後に電子ビーム蒸着法によって金、白金、またはパラジウムを、例えば、５０ｎｍ被着し、その後フォトレジストを除去するリフトオフ法によって加工して、分割電極である第２電極１１３Ａ〜１１３Ｄを形成する。
その後、四フッ化炭素ガスの高周波放電によって生成させたフッ素プラズマで表面全体を処理し、半導体結晶１１１の表面のうち第１電極１１２および第２電極１１３Ａ〜１１３Ｄのいずれでも被覆されていない面（特許請求の範囲に記載の「半導体結晶の表面のうちカソード電極またはアノード電極で被覆された面以外の残りの面」に対応）に存在するタリウム酸化物を還元すると共に、生成したタリウム（金属）および半導体結晶１１１作製時に表面付近に生成したタリウム（金属）をフッ化して、タリウムのフッ化物からなる不動態層またはタリウムのフッ化物とタリウムの臭化物との混合物からなる不動態層で構成された側面不動態層１１４および分割電極間不動態層１１５を形成する。
ここで、前記のフッ素プラズマによる処理に替えて、三塩化ホウ素ガスの高周波放電によって生成させた塩素プラズマで表面全体を処理し、半導体結晶１１１の表面のうち第１電極１１２および第２電極１１３Ａ〜１１３Ｄのいずれでも被覆されていない面（特許請求の範囲に記載の「半導体結晶の表面のうちカソード電極またはアノード電極で被覆された面以外の残りの面」に対応）に存在するタリウム酸化物を還元すると共に、生成したタリウム（金属）および半導体結晶１１１作製時に表面付近に生成したタリウム（金属）を塩化して、タリウムの塩化物からなる不動態層またはタリウムの塩化物とタリウムの臭化物との混合物からなる不動態層で構成された側面不動態層１１４および分割電極間不動態層１１５を形成する。その場合に、第１電極１１２および第２電極１１３Ａ〜１１３Ｄは金、白金、またはパラジウムから構成されているので、塩素プラズマとは反応せず、変化しない。
さらに、前記のフッ素プラズマによる処理や塩素プラズマによる処理に替えて、水素ガスと水蒸気ガスのマイクロ波放電によって生成させた水素プラズマで表面全体を処理し、半導体結晶１１１の表面のうち第１電極１１２および第２電極１１３Ａ〜１１３Ｄのいずれでも被覆されていない面（特許請求の範囲に記載の「半導体結晶の表面のうちカソード電極またはアノード電極で被覆された面以外の残りの面」に対応）に存在するタリウム酸化物を還元した後、生成したタリウム（金属）および半導体結晶１１１作製時に表面付近に生成したタリウム（金属）を、塩酸に浸漬することによって塩化して、タリウムの塩化物からなる不動態層またはタリウムの塩化物とタリウムの臭化物との混合物からなる不動態層で構成された側面不動態層１１４および分割電極間不動態層１１５を形成しても良い。その場合に、第１電極１１２および第２電極１１３Ａ〜１１３Ｄは金、白金、またはパラジウムから構成されているので、水素プラズマや塩酸とは反応せず、変化しない。
このような工程を経ることによって検出器１０１Ｂが得られる。本実施形態の検出器１０１Ｂにおいては、臭化タリウムの半導体結晶１１１の表面のうち第１電極１１２および第２電極１１３Ａ〜１１３Ｄのいずれでも被覆されていない面（特許請求の範囲に記載の「半導体結晶の表面のうちカソード電極またはアノード電極で被覆された面以外の残りの面」に対応）が、タリウム（金属）をフッ化または塩化して形成した側面不動態層１１４および分割電極間不動態層１１５によって被覆されているので、半導体結晶１１１を構成する臭化タリウムが酸化されることがなく、また、側面不動態層１１４や分割電極間不動態層１１５自体もタリウム（金属）やタリウムの酸化物に比べて十分に抵抗率が高く、さらに半導体結晶１１１と、側面不動態層１１４および分割電極間不動態層１１５との間にタリウム（金属）が残存することもない。
検出器１０１Ｂを用いて放射線計測を行う場合の回路構成は第１実施形態の検出器１０１Ａを用いて放射線計測を行う場合の放射線検出回路３００Ａ（図２参照）とほぼ同様であり、図８に示してある。
図８は、第２実施形態に係る半導体放射線検出器を用いて放射線計測を行う場合の放射線検出回路の構成図である。放射線計測の具体的な方法についても、第１実施形態の場合と全く同様である（図３参照）。
図２に示す放射線検出回路３００Ａと図８に示す放射線検出回路３００Ｂの違いは、第２電極１１３Ａ〜１１３Ｄそれぞれにブリーダ抵抗３２１、結合コンデンサ３２２、増幅器３２３、増幅器３２３からの出力信号を処理する後段のアナログ・デジタル変換器（図示せず）等が設けられる点である。
ちなみに、各増幅器３２３は、極性統合制御装置３２４から指令信号を入力される。
なお、図８において符号３０１Ｂを付して破線枠で囲った部分が、検出器１０１Ｂを複数配置して後記する核医学診断装置のＳＰＥＣＴ撮像装置６００やＰＥＴ撮像装置７００における検出器１０１Ｂ毎に設けられる単位放射線検出器回路３０１Ｂを示している。
図９は、第２実施形態に係る半導体放射線検出器を用いて計測した５７Ｃｏ線源のγ線エネルギスペクトルの説明図であり、（ａ）は、バイアス電圧印加直後のγ線エネルギスペクトルの説明図、（ｂ）は、バイアス電圧を印加し始めてから８時間後のγ線エネルギスペクトルの説明図である。
図９は、本実施形態の検出器１０１Ｂのうち、検出部１０１ａ（図７（ｂ）参照）を用いて、すなわち電極として第１電極１１２と第２電極１１３Ａを用いて計測した５７Ｃｏ線源のγ線エネルギスペクトルである。図９（ａ），（ｂ）の２つの図において、１２２ｋｅＶのエネルギ分解能はどちらもほぼ７％である。ここで、検出部１０１ｂ〜１０１ｄを用いた場合も、エネルギ分解能は全く同様である。また、本実施形態の検出器１０１Ｂを８時間連続動作させた場合の第１電極１１２と第２電極１１３Ａ〜１１３Ｄの間の暗電流をモニタしたところ、それぞれ約０．０３μＡを維持し、間欠的、不規則的に暗電流が増大することはない。少なくとも８時間にわたり４つの検出部１０１ｂ〜１０１ｄ全てでエネルギ分解能ほぼ７％を維持し、ノイズが増大することもなく、安定して放射線計測が可能である。
（その他の実施形態）
第１実施形態の検出器１０１Ａにおいては、側面不動態層１１４を、第２実施形態の検出器１０１Ｂにおいては側面不動態層１１４および分割電極間不動態層１１５をタリウムのフッ化物、タリウムの塩化物、タリウムのフッ化物とタリウムの臭化物との混合物、タリウムの塩化物とタリウムの臭化物との混合物のいずれか１つで構成するものとした。
しかしながら、前記したフッ素プラズマによる処理により生成されるタリウムのフッ化物としては、ＴｌＦ，ＴｌＦ３が考えられる。また、前記した塩素プラズマによる処理または水素プラズマで表面全体を処理した後に塩酸に浸漬する処理によって生成されるタリウムの塩化物としてはＴｌＣｌ，Ｔｌ２Ｃｌ３，ＴｌＣｌ２，ＴｌＣｌ４等が考えられる。
このようなタリウムのフッ化物やタリウムの塩化物の中には、空気中の湿分を吸収してその化合物形態を変化させるものもある。
そこで、空気中の湿分を吸収して側面不動態層１１４、分割電極間不動態層１１５が変質するのを避けるために、少なくとも側面不動態層１１４、分割電極間不動態層１１５を耐湿性の絶縁コーティング、例えば、HumiSeal（Chase Corp.の登録商標）で絶縁コーティングし、側面不動態層１１４、分割電極間不動態層１１５の安定性を高めても良い。このとき第１、第２電極１１２，１１３をも含めて側面不動態層１１４、分割電極間不動態層１１５を耐湿性の絶縁コーティングを行なっても良い。
また、図２の放射線検出回路３００Ａおよび図８の放射線検出回路３００Ｂにおいて、第１定電流ダイオード３１８、第２定電流ダイオード３１９は互いに直列に接続して用いたが、３個以上の定電流ダイオードを組み合わせて構成しても良い。また、定電流特性を示すものであれば、他のデバイスや回路で構成しても良い。
さらに、図２の放射線検出回路３００Ａおよび図８の放射線検出回路３００Ｂにおいて、第１、第２フォトモスリレー３１５，３１６を用いた例を示したが、機能としてはリレーであるので、必ずしもフォトモスリレーでなくとも良い。信頼性を確保できれば、一般のリレーを用いることができる。
（第１、第２実施形態の検出器１０１Ａ，１０１Ｂの核医学診断装置への第１の適用例）
以上説明した第１実施形態の半導体放射線検出器（検出器）１０１Ａと第２実施形態の半導体放射線検出器（検出器）１０１Ｂは核医学診断装置に適用することができる。図１０は、第１、第２実施形態の検出器を核医学診断装置に適用した第１の適用例としての単光子放射断層撮像装置（ＳＰＥＣＴ撮像装置）の概略の構成図である。
図１０に示すのは核医学診断装置としてのＳＰＥＣＴ撮像装置６００に第１実施形態の検出器１０１Ａ、もしくは第２実施形態の検出器１０１Ｂを適用した場合の概略の構成図である。図１０において、ＳＰＥＣＴ撮像装置６００は、中央部分に円筒中空状の計測領域６０２を取り囲むようにして、例えば、対向して配置した２台の放射線検出ブロック（カメラ部）６０１Ａ，６０１Ｂと、回転支持台（カメラ旋回架台）６０６と、ベッド３１と、画像情報作成装置６０３を備えている。
ここで、２台の放射線検出ブロック６０１Ａ，６０１Ｂは同じ構成であり、図１０において上側に位置する放射線検出ブロック６０１Ａを例に、その構成を説明する。
放射線検出ブロック６０１Ａは、複数の放射線計測ユニット６１１とユニット支持部材６１５と遮光・電磁シールド６１３とを備えている。この放射線計測ユニット６１１は、複数の検出器１０１Ａ（もしくは１０１Ｂ）を所定の配列で搭載した配線基板６１２とコリメータ６１４とを備えている。
また、画像情報作成装置６０３は、データ処理装置３２と表示装置３３から構成されている。
放射線検出ブロック６０１Ａ，６０１Ｂは、例えば、回転支持台６０６において周方向に１８０度ずれた位置に配置されている。具体的には、それぞれの放射線検出ブロック６０１Ａ，６０１Ｂの各ユニット支持部材６１５（放射線検出ブロック６０１Ａのみ分部断面図で図示）は、放射線検出ブロック６０１Ａと放射線検出ブロック６０１Ｂとが、周方向に１８０度隔てた位置となるように回転支持台６０６に取り付けられる。そして、ユニット支持部材６１５に、配線基板６１２を含む複数の放射線計測ユニット６１１が着脱可能に取り付けられている。
複数の検出器１０１Ａ（１０１Ｂ）は、コリメータ６１４で仕切られる領域Ｋに、配線基板６１２に取り付けられた状態でコリメータ６１４の、例えば、２次元平面配置の複数の放射線通路に対応するように多段にそれぞれ配置される。コリメータ６１４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線が通過する多数の放射線通路を形成している。
全ての配線基板６１２およびコリメータ６１４は、回転支持台６０６に設置された遮光・電磁シールド６１３内に配置される。この遮光・電磁シールド６１３は、γ線の透過を許し、γ線以外の電磁波の検出器１０１Ａ（１０１Ｂ）等への影響を遮断している。
このようなＳＰＥＣＴ撮像装置６００では、放射性薬剤を投与された被検体Ｈが載置されたベッド３１が移動され、被検体Ｈは、計測領域６０２に移動される。そして、回転支持台６０６が回転されることによって、各放射線検出ブロック６０１Ａ，６０１Ｂが被検体Ｈの周囲を旋回して被検体Ｈ内の放射性薬剤から放出されるγ線の検出が開始される。
そして、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γ線が放出されると、放出されたγ線がコリメータ６１４の放射線通路を通って各放射線通路に対応して配置された検出器１０１Ａ（１０１Ｂ）に入射する。そして、検出器１０１Ａ（１０１Ｂ）は、γ線検出信号（放射線検出信号）を出力する。このγ線検出信号は、γ線のエネルギ毎（エネルギチャンネル毎）にデータ処理装置３２によってカウントされ、その情報等が表示装置３３に表示される。
なお、図１０において、放射線検出ブロック６０１Ａ，６０１Ｂは、回転支持台６０６に支えられながら、太い矢印で示したように回転し、被検体Ｈとの角度を変えながら、撮像、および計測を行う。また、放射線検出ブロック６０１Ａ，６０１Ｂは、細い矢印で示したように中空円筒状の計測領域６０２の軸方向中心に対し径方向外方側及び径方向内方側に移動可能であり、被検体Ｈとの距離を変えることができる。
このようなＳＰＥＣＴ撮像装置６００に用いられた検出器１０１Ａ（１０１Ｂ）は、第１、第２電極１１２，１１３で覆われていない部分に側面不動態層１１４（検出器１０１Ｂでは側面不動態層１１４および分割電極間不動態層１１５）を形成した半導体結晶１１１の臭化タリウムを用いて、検出器１０１Ａ（１０１Ｂ）に印加する電荷収集用のバイアス電圧を、ポーラリゼーション防止のために一定時間ごとに正負反転させて用いる。その結果、検出器１０１Ａ（１０１Ｂ）には長時間の計測においてもエネルギ分解能が安定し、暗電流が安定して少なく、したがってノイズの増大が少なく安定した放射線計測性能を得られる。したがって、小型で安価、かつ安定した長時間の連続稼働が可能なＳＰＥＣＴ撮像装置６００を提供することが可能になる。
以上説明したように、前記第１、第２実施形態の検出器１０１Ａ，１０１Ｂは、ＳＰＥＣＴ撮像装置６００に限られることではなく、核医学診断装置としての、ガンマカメラ装置、ＰＥＴ撮像装置等に対しても用いることができる。次に、ＰＥＴ撮像装置に適用する例を示す。
（本実施形態の半導体放射線検出器の核医学診断装置への第２の適用例）
図１１は、第１、第２実施形態の半導体放射線検出器を核医学診断装置に備えた第２の適用例としての陽電子放出型断層撮像装置（ＰＥＴ撮像装置）の概略の構成図である。
図１１において、このＰＥＴ撮像装置（核医学診断装置）７００は、中央部分に中空円筒状の計測領域７０２を有する撮像装置７０１、被検体Ｈを支持して長手方向に移動可能なベッド３１、画像情報作成装置７０３を備えて構成される。
なお、画像情報作成装置７０３は、データ処理装置３２および表示装置３３を備えて構成されている。
撮像装置（カメラ部）７０１には、計測領域７０２を取り囲むようにして、前記検出器１０１Ａ（または検出器１０１Ｂ）を配線基板に多数搭載したプリント基板（配線基板）Ｐが周方向に複数配置されている。
このようなＰＥＴ撮像装置７００では、データ処理機能を有するデジタルＡＳＩＣ（デジタル回路用のApplication Specific Integrated Circuit、デジタル回路用の特定用途向け集積回路、図示せず）等を備え、γ線検出信号（放射線検出信号）から判定したγ線のエネルギ値、検出時刻、検出器１０１Ａ（１０１Ｂ）の検出チャンネルＩＤ（Identification）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３２に入力されるようになっている。
ちなみに、検出器１０１Ｂを用いる場合は、各検出部（チャンネル）１０１ａ〜１０１ｄがそれぞれ個別の検出チャンネルを構成しており、それぞれに検出チャンネルＩＤが付与されている。
検査時には、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１０１Ａ（１０１Ｂ）によって検出される。すなわち、ＰＥＴ撮像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度の反対方向に放出され、多数の検出器１０１Ａ（１０１Ｂ）のうち別々の検出チャンネルＩＤで検出される。検出されたγ線検出信号は、該当する前記デジタルＡＳＩＣに入力されて、前記したように信号処理が行われ、γ線検出信号から判定したγ線のエネルギ値、γ線を検出した検出チャンネルの位置情報（検出チャンネルＩＤに対応して予め検出チャンネルの位置情報が記憶されている）およびγ線の検出時刻情報が、データ処理装置３２に入力される。
そして、データ処理装置３２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１個として計数（同時計数）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３２は、同時計数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３３に表示される。
このようなＰＥＴ撮像装置７００に用いられた検出器１０１Ａ（１０１Ｂ）は、第１、第２電極１１２，１１３で覆われていない部分に側面不動態層１１４（検出器１０１Ｂでは側面不動態層１１４および分割電極間不動態層１１５）を形成した半導体結晶１１１の臭化タリウムを用いて、検出器１０１Ａ（１０１Ｂ）に印加する電荷収集用のバイアス電圧を、ポーラリゼーション防止のために一定時間ごとに正負反転させて用いる。その結果、検出器１０１Ａ（１０１Ｂ）には長時間の計測においてもエネルギ分解能が安定し、暗電流が安定して少なく、したがってノイズの増大が少なく安定した放射線計測性能を得られる。したがって、小型で安価、かつ安定した長時間の連続稼働が可能なＰＥＴ撮像装置７００を提供することが可能になる。
以上、本発明によれば、放射線検出器を構成する半導体結晶として臭化タリウムを用いつつ、該放射線検出器を用いた長時間の計測においてもノイズの増大が少なく安定した計測性能を得られる。したがって、小型で安価、かつ長時間安定した性能で稼働可能な半導体放射線検出器、およびこの半導体放射線検出器を搭載した核医学診断装置を提供できる。
また、ＳＰＥＣＴ撮像装置６００、ＰＥＴ撮像装置７００等の核医学診断装置において、図１０、図１１に示した画像情報作成装置６０３、７０３として、データ処理装置３２と表示装置３３の例を示したが、データ処理の形態は様々にあるので、このデータ処理装置３２と表示装置３３との組み合わせでなくとも良い。
本発明の半導体放射線検出器１０１Ａ，１０１Ｂ、およびそれを搭載した核医学診断装置６００，７００は、これら核医学診断装置の安定動作を確保しつつ、小型化および価格低減を図ることができるため、これら核医学診断装置の普及に貢献して、この分野で広く利用、採用される可能性がある。
３１ ベッド
３２ データ処理装置
３３ 表示装置
１０１Ａ，１０１Ｂ 検出器（半導体放射線検出器）
１０１ａ，１０１ｂ，１０１ｃ，１０１ｄ 検出部（チャンネル）
１１１ 半導体結晶
１１２ 第１電極（アノード電極、カソード電極）
１１３，１１３Ａ，１１３Ｂ，１１３Ｃ，１１３Ｄ 第２電極（カソード電極、アノード電極）
１１４ 側面不動態層
１１５ 分割電極間不動態層
３００Ａ，３００Ｂ 放射線検出回路
３０１Ａ，３０１Ｂ 単位放射線検出器回路
３１１ 第１直流電源
３１２ 第２直流電源
３１３，３１４ 抵抗器
３１５ 第１フォトモスリレー
３１６ 第２フォトモスリレー
３１７ スイッチ制御装置
３１８ 第１定電流ダイオード
３１９ 第２定電流ダイオード
３２０ 平滑コンデンサ
３２１ ブリーダ抵抗器
３２２ 結合コンデンサ
３２３ 増幅器
３２４ 極性統合制御装置
３６１ 定電流装置
４１６，４１７ 計測の途切れ時間
６００ ＳＰＥＣＴ撮像装置（核医学診断装置）
６０１Ａ，６０１Ｂ 放射線検出ブロック（カメラ部）
６０２，７０２ 計測領域
６０３，７０３ 画像情報作成装置
６０６ 回転支持台（カメラ旋回架台）
６１１ 放射線計測ユニット
６１２ 配線基板
６１３ 遮光・電磁シールド
６１４ コリメータ
６１５ ユニット支持部材
７００ ＰＥＴ撮像装置（核医学診断装置）
７０１ 撮像装置（カメラ部）
Ｄ 集積部
Ｈ 被検体
Ｋ コリメータで仕切られる領域
Ｐ プリント基板（配線基板）

Claims (5)

  1. カソード電極およびアノード電極で挟まれる臭化タリウムの半導体結晶を用いてなる半導体放射線検出器であって、
    前記半導体結晶の表面のうちカソード電極またはアノード電極で被覆された面以外の残りの面が、タリウムのフッ化物、タリウムの塩化物の２つのうちのいずれか１つの物質、もしくは前記２つのうちのいずれか１つの物質とタリウムの臭化物との混合物で被覆されていることを特徴とする半導体放射線検出器。
  2. 少なくとも前記カソード電極または前記アノード電極が前記半導体結晶の一つの面に二つ以上配置されて別個のチャンネルをなす検出部が複数設けられている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. 前記カソード電極および前記アノード電極を金、白金、パラジウムのうちの少なくとも一つ以上の金属で構成したことを特徴とする請求項１または請求項２に記載の半導体放射線検出器。
  4. 請求項１から請求項３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するカメラ部と、
    被検体を支持するベッドが挿通される計測領域の周方向に前記カメラ部を旋回させるカメラ旋回架台と、
    前記カメラ部の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。
  5. 請求項１から請求項３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、
    前記半導体放射線検出器を複数有する配線基板を、被検体を支持するベッドが挿通される計測領域を取り囲むように周方向に複数配置して構成するカメラ部と、
    該カメラ部の前記配線基板と信号線で接続され、複数の前記半導体放射線検出器から出力される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。
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