JP2013238533A - 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 - Google Patents

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Abstract

【課題】１２２ｋｅＶおよび６６２ｋｅＶのγ線エネルギースペクトルを計測可能な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ことにある。
【解決手段】半導体放射線検出器１０１は、カソード電極１１２およびアノード電極１１３で挟まれる半導体結晶１１１を用いてなる。半導体結晶１１１は、不純物としての鉛の濃度が０．１ｐｐｍ未満である臭化タリウムの単結晶で構成されている。臭化タリウム単結晶中の鉛原子の濃度が小さいので、タリウム原子に対して鉛原子が置換してできる結晶中の欠陥の密度が小さくなり、電荷キャリアの捕獲長を長くできるので、放射線検出器として、高いエネルギー分解能で１２２ｋｅＶおよび６６２ｋｅＶのγ線エネルギースペクトルを計測することができる。
【選択図】図１

Description

本発明は、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関する。
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としては、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）などがある。また、放射線検出器を用いた放射能爆弾テロ対策用線量計等で、ホームランドセキュリティにおける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は、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であったが、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良く、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、半導体結晶と、この半導体結晶の一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、カソード電極あるいはアノード電極から信号として取出すようにしている。
ここで、半導体結晶のうち、特に、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ため、臭化タリウムによって構成された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は、他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比べて、より小型化が可能である。
また、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安価であるため、臭化タリウムによって構成された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は、他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比べて、安価にすることが可能である。
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、５５Ｆｅを線源とする５．９ｋｅＶのγ線エネルギースペクトル、および２４１Ａｍを線源とする５９．６ｋｅＶのγ線エネルギースペクトルは観測されていた（例えば、非特許文献１参照）。但し、非特許文献１では、５７Ｃｏを線源とするγ線および１３７Ｃｓを線源とするγ線のエネルギースペクトルは観測されていなかった。
また、非特許文献１のＦｉｇ．１には、放射線検出器に用いる臭化タリウム結晶に含まれる不純物としての鉛の濃度として、１０２ｎｇ／ｇ（すなわち０．１ｐｐｍ）であることが開示されている。
Nuclear Instruments and Methods in Physics Research Section-A，Vol.591(2008)，p.209-212
ところで、核医学診断装置のうちガンマカメラ装置やＳＰＥＣＴ撮像装置等による核医学検査用の放射性薬剤に用いられる代表的な放射性核種の一つとして，９９ｍＴｃがある。９９ｍＴｃから放出される主なγ線のエネルギーは１４１ｋｅＶであり，ガンマカメラ装置やＳＰＥＣＴ撮像装置に用いられる放射線検出器は１４１ｋｅＶのγ線を検出することが必須条件である。したがって、ガンマカメラ装置やＳＰＥＣＴ撮像装置用の放射線検出器の性能を調べるためには、１４１ｋｅＶにエネルギーの近い１２２ｋｅＶのγ線を主に放出する５７Ｃｏが標準の線源としてしばしば用いられる。
また、核医学診断装置のうちＰＥＴ撮像装置による核医学検査では、放射性薬剤から放出された陽電子の消滅時に約１８０度の反対方向に放出される、一対のエネルギー５１１ｋｅＶのγ線を検出することが必須条件である。したがって、ＰＥＴ撮像装置用の放射線検出器の性能を調べるためには、５１１ｋｅＶにエネルギーの近い６６２ｋｅＶのγ線を主に放出する１３７Ｃｓ線源が標準の線源としてしばしば用いられる。
ところが、臭化タリウム半導体放射線検出器を従来の技術で作製した場合、５７Ｃｏ線源から放出される１２２ｋｅＶのγ線および１３７Ｃｓ線源から放出される６６２ｋｅＶのγ線のどちらのエネルギースペクトルも計測できず、ガンマカメラ装置やＳＰＥＣＴ撮像装置、さらにはＰＥＴ撮像装置用の放射線検出器として使用することができなかった。
非特許文献１に記載の放射線検出器に用いられた臭化タリウム結晶には、不純物として０．１ｐｐｍの鉛が含まれていた。鉛は周期表でタリウムの隣の元素である。鉛もタリウムも金属元素なので原子半径は金属結合半径で定義されるが、文献（化学便覧基礎編 改訂５版 日本化学会編）によればタリウムの原子半径（金属結合半径）が０．１７０ｎｍであるのに対して鉛の原子半径（金属結合半径）は０．１７５ｎｍである。したがって、鉛原子が不純物として入っているとタリウム原子を一部置換して置換型固溶体を作りやすく，またタリウム原子は価数Iになりやすいのに対して鉛原子は価数IIになりやすいので、鉛原子が置換した箇所が結晶として欠陥になりやすい。臭化タリウム結晶を半導体放射線検出器として動作させ、また高いエネルギー分解能を得るためには、入射した放射線が通過して作った電荷キャリアの大部分を収集する必要があるが、鉛原子が置換してできた結晶中の欠陥に電荷キャリアが捕獲されて捕獲長が短くなり、１２２ｋｅＶおよび６６２ｋｅＶのγ線エネルギースペクトルが計測できないと考えられる。
本発明の目的は、１２２ｋｅＶおよび６６２ｋｅＶのγ線エネルギースペクトルを計測可能な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ことにある。
上記課題を解決するために、本発明は、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、前記半導体結晶は、不純物としての鉛の濃度が０．１ｐｐｍ未満である臭化タリウムの単結晶で構成されているものである。かかる構成によれば、臭化タリウム単結晶中の鉛原子の濃度が小さいので、タリウム原子に対して鉛原子が置換してできる結晶中の欠陥の密度が小さくなり、電荷キャリアの捕獲長を長くできるので、放射線検出器として、高いエネルギー分解能で１２２ｋｅＶおよび６６２ｋｅＶのγ線エネルギースペクトルを計測することができる。
本発明によれば、１２２ｋｅＶおよび６６２ｋｅＶのγ線エネルギースペクトルを高いエネルギー分解能で計測可能な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得ることができる。
本発明の一実施形態による半導体放射線検出器の構成図である。 本発明の一実施形態による半導体放射線検出器に用いる半導体結晶の不純物としての鉛濃度の説明図である。 本発明の一実施形態による半導体放射線検出器に用いて放射線計測を行う場合の回路構成を示す回路図である。 本発明の一実施形態によ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。 本発明の一実施形態による半導体放射線検出器を用いて計測したγ線エネルギースペクトルの説明図である。 本発明の一実施形態による半導体放射線検出器を用いて計測したγ線エネルギースペクトルの説明図である。 本発明の一実施形態による半導体放射線検出器を用いた核医学診断装置の構成図である。 本発明の一実施形態による半導体放射線検出器を用いた核医学診断装置の構成図である。
以下、図１〜図８を用いて、本発明の一実施形態による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の構成及び動作について説明する。
最初に、図１を用いて、本実施形態による半導体放射線検出器の構成について説明する。
図１は、本発明の一実施形態による半導体放射線検出器の構成図である。図１（ａ）は斜視図であり、図１（ｂ）は断面図である。
本実施形態の半導体放射線検出器（以下では単に、「検出器」と称する）１０１は、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（下面）に配置された第１電極１１２と、他方の面（上面）に配置された第２電極１１３とを備えている。
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、臭化タリウムの単結晶から切り出して形成されている。臭化タリウム単結晶は、市販の純度９９．９９％臭化タリウム原料を純化処理した後、単結晶育成装置によって育成する。なお、市販の純度９９．９９％臭化タリウム原料には、不純物として鉛(Pb)が含まれる。純化処理方法としては、帯域精製法や真空蒸留法等があるが、本実施例では、結晶中の不純物としての鉛濃度低減を目指して純化のプロセスを行った。単結晶育成方法としては、垂直ブリッジマン法を用いる。結晶の直径は約３インチである。本実施例ではプロセスの再現性を調べるために、同じ方法で２回の結晶育成を行った結果、Ｎｏ．１とＮｏ．２の２個の３インチ単結晶インゴットを得た。該単結晶インゴットを内周スライサで切断した後、研磨して厚さ０．５ｍｍの３インチ臭化タリウム単結晶ウエハを得ることができる。
ここで、図２を用いて、本実施形態による半導体放射線検出器に用いる半導体結晶の不純物としての鉛濃度について説明する。
図２は、本発明の一実施形態による半導体放射線検出器に用いる半導体結晶の不純物としての鉛濃度の説明図である。
図２は、前述のＮｏ．１とＮｏ．２の２種類の３インチ単結晶インゴットから得た単結晶ウエハＮｏ．１およびＮｏ．２に含まれる不純物としての鉛の濃度を調べるため、グロー放電質量分析（ＧＤＭＳ：Glow Discharge Mass Spectrometry）を行った結果を示している。ＧＤＭＳによる鉛濃度の検出限界は０．１ｐｐｍであるが、ウエハＮｏ．１およびＮｏ．２共に鉛は検出されず、鉛の濃度は共に０．１ｐｐｍ未満である。
該単結晶ウエハを、例えば、寸法５．１ｍｍ×５．０ｍｍにダイシングすることにより、図１に示した平板状体の半導体結晶１１１を得る。ウエハＮｏ．１から作製した半導体結晶１１１およびウエハＮｏ．２から作製した半導体結晶１１１共に鉛の濃度は０．１ｐｐｍ未満であるので、非特許文献１に記載の放射線検出器に用いられた従来の臭化タリウム結晶に比べて鉛の濃度が低減されている。したがって、鉛原子が一部のタリウム原子を置換した置換型固溶体を作ることが少なく、結晶中の欠陥密度も小さくなっている。そのため電荷キャリアが欠陥に捕獲されることも少なく長い捕獲長を得ることができる。
第１電極１１２および第２電極１１３は、金または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としている。また、第１電極１１２および第２電極１１３の寸法は、例えば、５．１ｍｍ×５．０ｍｍとしている。
なお、前記した半導体結晶１１１、第１電極１１２、および第２電極１１３の寸法は、一例を示すものであり、前記各寸法に限定されるものでない。
次に、第１電極１１２および第２電極１１３の作製工程について説明する。
はじめに、平板状体の臭化タリウムからなる半導体結晶１１１の一方の面（下面、寸法５．１ｍｍ×５．０ｍｍ）に電子ビーム蒸着法によって金または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電極を形成した面と反対側の面（上面、寸法５．１ｍｍ×５．０ｍｍ）に、電子ビーム蒸着法によって金または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。
このような工程を経ることによって、検出器１０１が得られる。
次に、図３を用いて、本実施形態による半導体放射線検出器に用いて放射線計測を行う場合の回路構成について説明する。
図３は、本発明の一実施形態による半導体放射線検出器に用いて放射線計測を行う場合の回路構成を示す回路図である。
図３においては、検出器１０１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とが、検出器１０１に接続されている。
さらに、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た第２定電流ダイオード３１９が、第１直流電源３１１および第２直流電源３１２と検出器１０１との間に接続されている。
さらに、第１直流電源３１１と平滑コンデンサ３２０の前記一方の電極との間には、第１フォトモスリレー３１５が接続され、また、第２直流電源３１２と平滑コンデンサ３２０の前記一方の電極との間には第２フォトモスリレー３１６が接続されている。
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、保護抵抗器３１３が接続され、また、第２直流電源３１２と第２フォトモスリレー３１６との間には保護抵抗器３１４が、接続されている。保護抵抗器３１３，３１４は、過電流防止用の抵抗である。
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、検出器１０１の出力にはブリーダ抵抗器３２１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１０１の信号を増幅する増幅器３２３が接続されている。さらに、スイッチ制御装置３１７と増幅器３２３には、フォトモスリレー３１５，３１６の開閉および増幅器３２３の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。
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の前記一方の電極以外の他方の極、およびブリーダ抵抗器３２１の一方の極はそれぞれ接地線に接続される。
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て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、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。
γ線等の放射線を計測する場合には、検出器１０１の第１電極１１２と第２電極１１３の間に、第１直流電源３１１あるいは第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る（例えば、＋５００Ｖあるいは−５００Ｖ）。
ここで、検出器１０１の部材である半導体結晶１１１は臭化タリウムで構成されているので、検出器１０１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），すなわち電荷の偏りによる放射線計測性能の劣化が発生し、γ線のエネルギー分解能が劣化する。
ポーラリゼーションを防止するには、検出器１０１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。
最初、検出器１０１に＋５００Ｖのバイアス電圧を印加する場合について説明する。第１直流電源３１１から検出器１０１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、平滑コンデンサ３２０を用いて検出器１０１に電圧を印加する。
スイッチ制御装置３１７は、検出器１０１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を閉じていると共に第２フォトモスリレー３１６を開いている。
平滑コンデンサ３２０は、定電流装置３６１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１０１に印加されるバイアス電圧も＋５００Ｖとなる。逆に、検出器１０１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によって供給される。
スイッチ制御装置３１７は、検出器１０１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を開くと共に、第２フォトモスリレー３１６を閉じている。平滑コンデンサ３２０は、定電流装置３６１を介して充電され、平滑コンデンサ３２０の電圧は−５００Ｖとなる。平滑コンデンサ３２０の一方の電極に正電荷あるいは負電荷を蓄積することで、検出器１０１へ印加するバイアス電圧を正負反転させる。
極性統合制御装置３２４は、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フォトモスリレー３１５、３１６を開閉する。
ここで、図４を用いて、本実施形態によ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について説明する。
図４は、本発明の一実施形態によ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１０１に印加されるバイアス電圧は、最初電圧Ｖ１（＋５００Ｖ）であるが、バイアス電圧の周期的反転により、電圧Ｖ３（−５００Ｖ）に変化し、５分後に再び電圧Ｖ５（＋５００Ｖ）に復帰する。
バイアス電圧が反転する時、その途中の電圧Ｖ２，Ｖ４の時間変化は、直線的な勾配となる。これは、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、計測の途切れ時間（電圧Ｖ２，Ｖ４が印加される時間ｔ１，ｔ２）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、半導体放射線検出器を核医学診断装置やホームランドセキュリティ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。
バイアス電圧が印加された検出器１０１にγ線が入射すると、検出器１０１を構成する半導体結晶１１１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。
生成された電荷は、検出器１０１からγ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。ブリーダ抵抗器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１０１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線のエネルギー毎にデータ処理装置（図示せず）によってカウントされる。
次に、図５及び図６を用いて、本実施形態による半導体放射線検出器を用いて計測したγ線エネルギースペクトルについて説明する。
図５及び図６は、本発明の一実施形態による半導体放射線検出器を用いて計測したγ線エネルギースペクトルの説明図である。
最初に、図５を用いて、本実施形態の半導体放射線検出器１０１を用いて計測した５７Ｃｏ線源のγ線エネルギースペクトルについて説明する。図５（ａ）は、前述のウエハＮｏ．１から切り出した半導体結晶１１１を用いて検出器１０１を作製した場合の計測結果を示している。図５（ｂ）は、ウエハＮｏ．２から切り出した半導体結晶１１１を用いて検出器１０１を作製した場合の計測結果を示している。
図５（ａ）、（ｂ）において、横軸はエネルギーチャンネルのチャンネル番号を示している。各番号のエネルギーチャンネルには、様々なエネルギーのγ線がエネルギー別に各チャンネルに対応づけて割り当てられている。例えば、図５（ａ）において、略４２０チャンネル近辺のエネルギーチャンネルに対して、略１２２ｋｅＶのγ線エネルギーが割り当てられている。縦軸は各エネルギーチャンネルのγ線の計数率（counts per min、１分当たりのカウント数）を示している。
図５（ａ）において、略１２２ｋｅＶに対応したエネルギー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ー分解能は、次のように表わせる。
エネルギー分解能＝（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５（ａ）においては、１２２ｋｅＶのエネルギー分解能は略８％であり、図５（ｂ）においては１２２ｋｅＶのエネルギー分解能は略５％である。
以上、図１に示した本実施形態の検出器１０１を、ウエハＮｏ．１から切出した半導体結晶１１１を用いて構成した場合と、ウエハＮｏ．２から切出した半導体結晶１１１を用いて構成した場合でエネルギー分解能に多少の差はあるが、再現性良く、両方の場合共に１２２ｋｅＶのエネルギースペクトルが得られる。
次に、図６を用いて、本実施形態の半導体放射線検出器１０１を用いて計測した１３７Ｃｓ線源のγ線エネルギースペクトルについて説明する。図６（ａ）は、ウエハＮｏ．１から切り出した半導体結晶１１１を用いて検出器１０１を作製した場合の計測結果を示している。図６（ｂ）は、ウエハＮｏ．２から切り出した半導体結晶１１１を用いて検出器１０１を作製した場合の計測結果を示している。図６（ａ）、（ｂ）において、横軸はエネルギーチャンネルのチャンネル番号を示している。縦軸は各エネルギーチャンネルのγ線の計数率（counts per min、１分当たりのカウント数）である。
図６（ａ）においては、６６２ｋｅＶのエネルギー分解能は略５％であり、図６（ｂ）においては６６２ｋｅＶのエネルギー分解能は略４％である。
以上、図１に示した本実施形態の検出器１０１を、ウエハＮｏ．１から切出した半導体結晶１１１を用いて構成した場合とウエハＮｏ．２から切出した半導体結晶１１１を用いて構成した場合でエネルギー分解能に多少の差はあるが、再現性良く、両方の場合共に６６２ｋｅＶのエネルギースペクトルが得られる。
したがって、本実施形態の検出器１０１は、１２２ｋｅＶおよび６６２ｋｅＶの放射線計測性能の点で、非特許文献１に記載の従来の臭化タリウム結晶を半導体結晶に用いて検出器を構成した場合に比べて、大きく改善されている。これは、本実施形態の検出器１０１において、半導体結晶１１１を、鉛の濃度が０．１ｐｐｍ未満である臭化タリウムの単結晶で構成したことによる。
半導体結晶として、鉛の濃度が０．１ｐｐｍ未満である臭化タリウムの単結晶を用いることで、臭化タリウム単結晶中の鉛原子の濃度が小さいので、タリウム原子に対して鉛原子が置換してできる結晶中の欠陥の密度が小さくなり、電荷キャリアの捕獲長を長くできるので、放射線検出器として、高いエネルギー分解能で１２２ｋｅＶおよび６６２ｋｅＶのγ線エネルギースペクトルを計測することができる。
ここで、半導体結晶として、鉛の濃度が０．１ｐｐｍ未満である臭化タリウムの単結晶を用いるということは、鉛の濃度がグロー放電質量分析（ＧＤＭＳ：Glow Discharge Mass Spectrometry）における鉛の検出限界以下である臭化タリウムの単結晶を用いるということもできるものである。このような半導体結晶を用いることで、放射線検出器として、高いエネルギー分解能で１２２ｋｅＶおよび６６２ｋｅＶのγ線エネルギースペクトルを計測することができる。
また、半導体結晶として、鉛の濃度が０．１ｐｐｍ未満である臭化タリウムの単結晶を用いるということは、半導体結晶として、鉛の濃度が０．０ｐｐｍである臭化タリウムの単結晶を用いるということもできる。ここで、鉛の濃度が０．０ｐｐｍであるということは、有効数字２桁以下の桁の数字は何でもよく、例えば、０．０９９ｐｐｍ，０．０９ｐｐｍ，０．０４ｐｐｍ，や０．０１ｐｐｍ以下の鉛濃度を含むものである。このような半導体結晶を用いることで、放射線検出器として、高いエネルギー分解能で１２２ｋｅＶおよび６６２ｋｅＶのγ線エネルギースペクトルを計測することができる。
さらに、半導体結晶として、鉛の濃度が０．１ｐｐｍ未満である臭化タリウムの単結晶を用いるということは、半導体結晶として、鉛の置換型固溶体を含まない臭化タリウムの単結晶を用いるということもできる。これは、鉛の濃度が０．１ｐｐｍ未満と低い場合、不純物の鉛によってタリウム原子の一部が置換されて置換型固溶体が形成されることがなく、欠陥が生じないため、電荷キャリアが捕獲されにくく捕獲長が長くなる。そのため、このような半導体結晶を用いることで、放射線検出器として、高いエネルギー分解能で１２２ｋｅＶおよび６６２ｋｅＶのγ線エネルギースペクトルを計測することができる。
さらに、半導体結晶として、鉛の濃度が０．１ｐｐｍ未満である臭化タリウムの単結晶を用いるということは、半導体結晶として、電荷キャリアが捕獲される欠陥がない臭化タリウムの単結晶を用いるということもできる。これは、鉛の濃度が０．１ｐｐｍ未満と低い場合、不純物の鉛によってタリウム原子の一部が置換されて置換型固溶体が形成されることがなく、電荷キャリアを捕獲する欠陥が生じないため、電荷キャリアが捕獲されにくく捕獲長が長くなる。そのため、このような半導体結晶を用いることで、放射線検出器として、高いエネルギー分解能で１２２ｋｅＶおよび６６２ｋｅＶのγ線エネルギースペクトルを計測することができる。
次に、図７及び図８を用いて、本実施形態による半導体放射線検出器を用いた核医学診断装置の構成について説明する。
図７及び図８は、本発明の一実施形態による半導体放射線検出器を用いた核医学診断装置の構成図である。
最初に、図７を用いて、核医学診断装置として、単光子放射断層撮像装置（ＳＰＥＣＴ撮像装置）６００に本実施形態の検出器１０１を適用した場合について説明する。
図７において、ＳＰＥＣＴ撮像装置６００は、中央部分に円柱状の計測領域６０２を取り囲むようにして、２台の上下に位置した放射線検出ブロック６０１Ａ，６０１Ｂと、回転支持台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、上側に位置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。放射線計測ユニット６１１は、複数の半導体放射線検出器１０１と、基板６１２と、コリメータ６１４とを備えている。また、下部に位置する放射線検出ブロック６０１Ｂも同様の構成である。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とから構成されている。
放射線検出ブロック６０１Ａ，６０１Ｂは、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（一方のみ図示）が、周方向に１８０度隔てた位置で回転支持台６０６に取り付けられる。そして、ユニット支持部材６１５に、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１０１は、コリメータ６１４で仕切られる領域Ｋに、基板６１２に取り付けられた状態で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線以外の電磁波の検出器１０１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が載置されるベッド３１が移動され、被検体Ｈは、一対の放射線検出ブロック６０１Ａ，６０１Ｂの間に移動される。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対応する検出器１０１に入射する。そして、検出器１０１は、γ線検出信号を出力する。このγ線検出信号は、γ線のエネルギー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７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上下に移動可能であり、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１０１は、半導体結晶として臭化タリウムを用いつつ、高いエネルギー分解能で１２２ｋｅＶのγ線エネルギースペクトルを計測可能である。したがって、小型で安価、かつ核医学検査用の放射性医薬品に用いられる代表的な放射性核種の一つであり１４１ｋｅＶのγ線を放出する９９ｍＴｃを高いエネルギー分解能で撮像可能なＳＰＥＣＴ撮像装置を提供することが可能になる。
次に、図８を用いて、核医学診断装置として、ＰＥＴ撮像装置７００に本実施形態の検出器１０１を適用した場合について説明する。
本実施形態の検出器１０１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。
図８において、陽電子放出型断層撮像装置（ＰＥＴ撮像装置）７００は、中央部分に円柱状の計測領域７０２を有する撮像装置７０１と、被検体Ｈを支持して長手方向に移動可能なベッド３１と、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７０１には、計測領域７０２を取り囲むようにして、前記検出器１０１を多数搭載した基板Ｐが配置されている。
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線のエネルギー値、時刻、検出器１０１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。
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１０１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１０１のうち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１０１は、半導体結晶として臭化タリウムを用いつつ、高いエネルギー分解能で６６２ｋｅＶのγ線エネルギースペクトルを計測可能である。したがって、小型で安価、かつＰＥＴ検査用の放射性医薬品から発生した陽電子より放出される５１１ｋｅＶのγ線を高いエネルギー分解能で検出可能なＰＥＴ撮像装置を提供することが可能になる。
以上説明したように、本実施形態によれば、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、該放射線検出器によって高いエネルギー分解能で１２２ｋｅＶおよび６６２ｋｅＶのγ線エネルギースペクトルを計測可能である。したがって、小型で安価、かつエネルギー分解能が高い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。
なお、本発明の半導体放射線検出器、およびそれを搭載した核医学診断装置は、高いエネルギー分解能で放射性薬剤を撮像可能であり、かつ小型化および価格低減を図ることができるため、これら装置の普及に貢献して、この分野で広く利用、採用される。
３１…ベッド
３２…データ処理装置
３３…表示装置
１０１…半導体放射線検出器（検出器）
１１１…半導体結晶
１１２…第１電極
１１３…第２電極
３１１…第１直流電源
３１２…第２直流電源
３１３，３１４…保護抵抗器
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
６００…ＳＰＥＣＴ撮像装置
６０１Ａ，６０１Ｂ…放射線検出ブロック
６０２，７０２…計測領域
６０３，７０３…画像情報作成装置
６０６…回転支持台
６１１…放射線計測ユニット
６１２…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
７０１…撮像装置
Ｄ…集積部
Ｈ…被検体
Ｋ…コリメータで仕切られる領域
Ｐ…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、
    前記半導体結晶は、不純物としての鉛の濃度が０．１ｐｐｍ未満である臭化タリウムの単結晶で構成されていることを特徴とする半導体放射線検出器。
  2. 請求項１記載の半導体放射線検出器において、
    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半導体放射線検出器。
  3. 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、
    前記半導体結晶は、不純物としての鉛の濃度がグロー放電質量分析（ＧＤＭＳ）による鉛濃度の検出限界以下である臭化タリウムの単結晶で構成されていることを特徴とする半導体放射線検出器。
  4. 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、
    前記半導体結晶は、不純物としての鉛の濃度が０．０ｐｐｍである臭化タリウムの単結晶で構成されていることを特徴とする半導体放射線検出器。
  5. 複数の前記半導体放射線検出器が取り付けられるとともに、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基板と、
    前記基板の前記複数の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、
    前記半導体放射線検出器が、請求項１，請求項３若しくは請求項４のいずれかに記載の半導体放射線検出器であることを特徴とする核医学診断装置。
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