JP3699973B1 - 核医学診断装置 - Google Patents

Abstract

【課題】半導体放射線検出器を用いた核医学診断装置において、ポーラリゼーションを解消する際に起こる放射線計測の途切れ時間を短縮する。
【解決手段】被検体からの放射線を検出する半導体放射線検出器１４に電圧を印加するコンデンサ１３と、コンデンサへ１３の充電電流を通流する第１の定電流手段１５と、コンデンサ１３からの放電電流を通流する第２の定電流手段１６とを備える。また、半導体放射線検出器に電圧を印加するコンデンサと、コンデンサの充電電流および放電電流を通流する第１の抵抗器と、コンデンサを充電および放電する際に第１の抵抗器に並列に接続される２抵抗器とを備えてもよい。
【選択図】図１

Description

本発明は、半導体領域を有する放射線検出器を備える核医学診断装置に関する。

放射線計測装置を医療分野に応用した例として、ガンマカメラ，単一光子放射型コンピュータ断層撮影（ＳＰＥＣＴ）装置，陽電子放射断層撮像（ＰＥＴ）装置のような核医学診断装置がある。

核医学診断装置を用いた検査は、特定の部位（例えば、がん細胞）に集積する性質を持つ物質を含む放射性薬剤を被検体である被検診者に投与して、その部位に集積した放射性薬剤に起因し、被検診者の患部から放射される放射線を放射線検出器で検出する。被検診者の患部から放出される放射線は、一定のエネルギー（ＰＥＴ検査の場合、５１１ＫｅＶのエネルギー）をもつ。核医学診断装置は、放射線を検出した放射線検出器から出力される検出信号に基づいて、放射性薬剤の集積部、すなわち被検診者におけるがんの患部の画像を含む断層像を作成する。作成された断層像を基に、医師が、がんの患部を特定する。

放射線検出器として半導体放射線検出器（以下、半導体検出器という）を用いた核医学診断装置が知られている（特許文献１参照）。半導体検出器は、ＣｄＴｅ（テルル化カドミウム），ＧａＡｓ（ガリウム砒素），ＴｌＢｒ（臭化タリウム）等の半導体材料の１つで構成され、半導体部材、半導体部材の対向する二面にそれぞれ設置された電極を有する。半導体検出器は、半導体部材に放射線が入射すると、光電効果によって放射線のエネルギーに応じた電荷を生成する。半導体部材で生成された電荷は、電荷収集用のバイアス電圧が印加された電極から、電気信号として取り出される。このように半導体検出器は、放射線と半導体材料との相互作用で生成された電荷を電気信号として出力するため、エネルギー分解能が優れる。

しかしながら、半導体検出器を核医学診断装置に適応する場合、ポーラリゼーションと呼ばれる分極現象に対する対策が必要となる。ポーラリゼーションは、ＣｄＴｅショットキーダイオードを用いた半導体検出器で顕著に現れる現象である。その現象は次のようなものである。ＣｄＴｅショットキーダイオードにバイアス（通常のダイオードとして見た時は逆バイアスとなる）電圧を連続して印加すると、数分から数十分でエネルギー分解能が劣化し、さらに時間が経過すると検出効率や光電変換比率が低下する。このような状態では正確な測定が困難となる。ポーラリゼーションは、非特許文献１に示されているように空間電荷の蓄積により発生する。そのため測定終了とともにバイアス電圧をゼロにすれば空間電荷が再結合し、ポーラリゼーションが解消する（特許文献１）。

特許文献１には、半導体検出器と、スイッチと、制御装置とを具備する放射線検出装置が記載され、ポーラリゼーションを解消するために、放射線の検出後に、放射線検出器に印加するバイアス電圧をゼロとする技術が開示されている。

しかし、放射線検出器に印加するバイアス電圧がゼロになる間は、放射線検出器で生成される電荷が収集されず、γ線の計測ができなくなる。核医学診断装置を用いた検査において、被検診者の体内から放出されるγ線を測定し、その時系列的な変化をみる検査がある。具体的には、脳の検査（脳梗塞や脳腫瘍，アルツハイマー病など）や心臓・血管の検査（心筋梗塞や心筋虚血など）である。

心臓の検査の場合、正常な心臓の筋肉（以下、心筋という。）に取り込まれて集積し、心筋梗塞の部位には集積しない性質を持つ放射性薬剤などが用いられる。ＰＥＴ検査を行う前に、まず、このような放射性薬剤を被検診者に投与する。ＰＥＴ装置は、被検診者の心筋から放射されるγ線を計測し、心臓を含む断層像を作成する。断層像を作成する際、心臓の正常部から放射される放射線の時系列的なデータを計測し、左室内腔と心筋の時間放射能曲線をコンパートメントモデル解析法に適応して、局所心筋血流量を求めることが必要となる。このような時系列的なデータを計測する場合には、γ線計測の途切れ時間を短縮しなければならない。

特開２００４−１２５５２４号公報 放射線計測ハンドブック第３版、ＫＮＯＬＬ 著、木村逸郎・阪井英次訳、日刊工業新聞社、ｐ.５４８

本発明の目的は、ポーラリゼーションを解消する際に起こる放射線計測の途切れ時間を短縮することにある。また、増幅器の損傷を防止することにある。

前記の目的を達成する第１の発明の特徴は、被検体からの放射線を検出する半導体放射線検出器を用いた核医学診断装置において、前記検出器に電圧を印加するコンデンサと、前記コンデンサへの充電電流を通流する第１の定電流手段と、前記コンデンサからの放電電流を通流する第２の定電流手段とを備えることにある。

また、前記の目的を達成する第２の発明の特徴は、被検体からの放射線を検出する半導体放射線検出器を用いた核医学診断装置において、前記検出器に電圧を印加するコンデンサと、前記コンデンサの充電電流および放電電流を通流する第１の抵抗器と、前記コンデンサを充電および放電する際に前記第１の抵抗器に並列に接続される第２の抵抗器とを備えることにある。

本発明によれば、ポーラリゼーションを解消する際に起こる放射線計測の途切れ時間を短縮することができる。

以下、図面を用いて実施例を説明する。

本発明の好適な一実施例である核医学診断装置を、図１，図２，図９、及び図１０を用いて説明する。本実施例の核医学診断装置を、半導体部材としてＣｄＴｅを用いた放射線検出器（以下、半導体検出器という）を備えるＰＥＴ装置９０を例にとって説明する。

図９に示すように、ＰＥＴ装置９０は、カメラ（撮像装置）９１，データ処理装置（データ蓄積装置）９２，表示装置９３、ベッド９４等を含んで構成される。

カメラ９１は、内部に、ベッド９４を取り囲むように環状に、図１０に示す結合基板
１００を複数設置している。結合基板１００は、複数の半導体検出器１４，結合コンデンサ２０，ブリーダ抵抗１９（図１参照），アナログＡＳＩＣ１０４，ディジタルＡＳＩＣ１０５，バイアス印加回路１０６ａを有する。結合基板１００においてベッド９４側に配置された半導体検出器１４は、半導体部材（例えば、ＣｄＴｅ）を有し、半導体部材の対向する面にそれぞれカソード電極、及びアノード電極を設ける。半導体部材は、ＧａＡｓ、又はＴｌＢｒを用いても良い。複数の半導体検出器１４が結合コンデンサ２０に接続される。結合コンデンサ２０は、アナログＡＳＩＣ１０４に設置された増幅器２１に接続される（図１参照）。ディジタルＡＳＩＣ１０５は、アナログＡＳＩＣ１０４からの信号を受け取り、その信号をデータ処理装置９２に出力する。バイアス印加回路１０６ａは、結合基板１００に設けられたそれぞれの半導体検出器１４の電極に接続される。ブリーダ抵抗器１９の１つの端子は、半導体検出器１４の電極と、結合コンデンサ２０を接続する配線に接続される。ブリーダ抵抗器１９のほかの端子は、接地線に接続される。

データ処理装置９２は、同時計数装置（図示せず），記憶装置（図示せず）、及び断層像情報作成装置（図示せず）を有する。

バイアス印加回路１０６ａについて、図１を参照して説明する。バイアス印加回路106aは、電源１１，保護抵抗器１２，平滑コンデンサ１３，定電流ダイオード１５及び１６，フォトモスリレー１７，スイッチ制御装置１８を有する。電源１１，保護抵抗器１２，順方向に設置された定電流ダイオード１５、及び逆方向に設置された定電流ダイオード１６は、この順序で配線によって接続されている。定電流ダイオード１６は、半導体検出器
１４の１つの電極に配線によって接続される。平滑コンデンサ１３の１つの端子は、定電流ダイオード１６と半導体検出器１４の電極を接続する配線に接続される。フォトモスリレー１７は、入力端が定電流ダイオード１５と定電流ダイオード１６を接続する配線に接続され、出力端が接地される。スイッチ制御装置１８は、フォトモスリレー１７に接続され、フォトモスリレー１７の開閉を制御する。平滑コンデンサ１３及びフォトモスリレー１７のそれぞれの端子は接地線に接続される。

バイアス印加回路１０６ａに含まれた定電流ダイオード１５及び１６の個数は、半導体検出器１４のカソード電極とアノード電極の電極間に印加するバイアス電圧に応じて決められる。例えば、半導体検出器１４の電極間に印加するバイアス電圧が５００Ｖで、定電流ダイオード１５及び１６のそれぞれの耐電圧が１００Ｖの場合、６個の定電流ダイオード１５を順方向に直列に接続し、６個の定電流ダイオード１６を逆方向に４個以上直列に接続する。図１では、定電流ダイオード１５及び１６をそれぞれ１つずつしか示していないが、実際には定電流ダイオード１５及び１６は、それぞれ６個ずつ直列に接続されている。

本実施例では、被検診者の心臓の検査（例えば、心筋血流量の測定）を例にとって説明する。

ＰＥＴ検査を行う前に、まず、予め注射によりＰＥＴ用薬剤（例えば、¹³Ｎ−アンモニア）を被検体である被検診者に投与する。被検診者に投与された¹³Ｎ−アンモニアは、被検診者の心筋へ取り込まれ、心筋血流量に比例した量が心筋細胞内へ固定される。ＰＥＴ用薬剤を投与された被検診者をベッド３９に寝かせる。

ＰＥＴ検査を開始する際、オペレータは、オペレータコンソール（図示せず）に設けられたボタンを操作して、統括制御部（図示せず）に検査開始信号を出力する。検査開始信号が入力されると、統括制御部は、被検診者の検査対象範囲に関する情報、及びベッド移動開始信号をベッド移動制御部（図示せず）に出力する。ベッド移動開始信号を入力したベッド移動制御部は、入力された情報を基に、被検診者の検査対象範囲である心臓部が
ＰＥＴ装置９０のγ線検出領域に入るように、ベッドを移動させる。この状態で、ＰＥＴ検査が開始される。

ベッド３９に横たわる被検診者の体内からは、ＰＥＴ用薬剤に起因して発生した多数対のγ線があらゆる方向に放出される。カメラ９１は、多数の半導体検出器１４を内蔵しており、被検診者の体内から放出されるγ線を半導体検出器１４で検出する。半導体検出器１４のカソード電極とアノード電極の電極間には、電荷収集用のバイアス電圧が印加されている（例えば、５００Ｖ）。このバイアス電圧は、バイアス印加回路１０６ａによって印加される。バイアス電圧が印加された半導体検出器１４にγ線が入射すると、半導体検出器１４を構成する半導体部材と入射した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。本実施例では、半導体検出器１４の電極間に印加するバイアス電圧が５００Ｖであるため、順方向に配置した定電流ダイオード１５（耐電圧１００Ｖ）を直列に６個接続し、定電流ダイオード１６（耐電圧１００Ｖ）を逆方向に直列に６個接続する。生成された電荷は、バイアス電圧を印加することによって半導体検出器１４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２０を介して、アナログＡＳＩＣ１０４に設置された増幅器２１に入力される。ブリーダ抵抗器１９は、結合コンデンサ２０に電荷が蓄積し続けることを防止する働きをもつ。

アナログＡＳＩＣ１０４は、γ線検出信号に基づいて、γ線の検出時刻を特定するためのタイミング信号を生成する。生成されたタイミング信号は、ディジタルＡＳＩＣ１０５に送信される。また、アナログＡＳＩＣ１０４は、γ線検出信号に基づいて、γ線の波高値情報を生成し、生成した波高値情報をディジタルＡＳＩＣ１０５に送信する。ディジタルＡＳＩＣ１０５は、タイミング信号に基づいて、γ線の検出時刻を決定し、検出器ＩＤ（半導体検出器１４を識別するためのＩＤ）を特定する。ディジタルＡＳＩＣ１０５は、その検出器ＩＤの半導体検出器１４に対応する波高値情報を、ディジタル信号に変換する。ディジタルＡＳＩＣ１０５は、時刻情報及び検出器ＩＤに波高値情報を付加してパケットデータを生成する。３つの情報（時刻情報，検出器ＩＤ、及び波高値情報）を含むディジタル情報であるパケットデータは、データ処理装置９２に送信される。

データ処理装置９２の同時計数装置は、ディジタルＡＳＩＣ１０５から送信されたパケット情報を基に、同時計数処理する。同時計数したその一対のγ線を一個として計数し、その一対のγ線を検出した２つの半導体検出器１４の位置をそれらの検出器ＩＤから特定する。特定された検出器ＩＤは、５１１ＫｅＶのγ線を検出した検出器として記憶装置に記憶される。断層像情報作成装置は、特定したそれらの検出位置に基づいて断層画像情報を作成する。この断層画像情報が表示装置９３に表示される。

半導体検出器１４に対して５００Ｖのバイアス電圧を連続して印加すると、ポーラリゼーションが発生する。ポーラリゼーションを解消するには、半導体検出器１４に印加するバイアス電圧を一旦１Ｖ以下とする必要がある。１Ｖという電圧は、本実施例の半導体検出器１４において、半導体部材で分極した電子及び正孔が再結合してポーラリゼーションを解消するのに必要となる電圧である。好ましくは、ポーラリゼーションを解消するための電圧（以下、リセット電圧という）は、０Ｖにするとよい。また、ポーラリゼーション解消のためには、半導体検出器１４に印加するバイアス電圧が１Ｖ以下となる時間（以下、リセット時間という）をある程度確保する必要がある。必要となるリセット時間は、半導体検出器１４に対して電荷収集用の電圧を連続してどれだけの時間印加したかに依存する。電荷収集用の電圧を長い時間印加した場合、長いリセット時間が必要となり、短い時間印加した場合には、短いリセット時間でポーラリゼーションは解消される。例えば、半導体検出器１４に５００Ｖのバイアス電圧を３分間印加した場合、リセット時間を０.２ 秒間以上確保する必要がある。ここで、半導体検出器１４に印加するバイアス電圧が、
５００Ｖの９９％以下（ここでは、４９５Ｖ以下）となると、電荷収集用のバイアス電圧として不十分となり、生成された電荷が充分に取り出されなくなる。その結果、γ線の計測に途切れが生じる（以下、計測が途切れる時間を計測の途切れ時間という）。局所心筋血流量を得るには、計測の途切れ時間をできるだけ短縮することが重要であり、半導体検出器１４へ印加するバイアス電圧が４９５Ｖ以下となる時間は、なるべく短いほうが良い。以上のことから、半導体検出器１４に印加するバイアス電圧を短時間で１Ｖ以下とし、リセット時間を確保した後、再び短時間で５００Ｖの電圧を印加した状態に戻す必要がある。

以下に、本実施例におけるポーラリゼーションを解消するための制御方法を、図１および図２を用いて説明する。電源１１は、直流電圧を供給する。電源１１から半導体検出器１４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
１３を用いて半導体検出器１４に電圧を印加する。すなわち、半導体検出器１４へ印加するバイアス電圧は、実質的には平滑コンデンサ１３から印加されている。スイッチ制御装置１８は、半導体検出器１４にバイアス電圧を印加する時にフォトモスリレー１７を開き（フォトモスリレー１７がオフの状態）、半導体検出器１４へのバイアス電圧の印加を停止するときにフォトモスリレー１７を閉じる（フォトモスリレー１７がオンの状態）。γ線を計測している際、フォトモスリレー１７はスイッチ制御装置１８の作用により開いたい状態にあり、平滑コンデンサ１３は、定電流ダイオード１５を介して充電され、平滑コンデンサ１３の電圧は５００Ｖとなる。それに伴って、半導体検出器１４に印加されるバイアス電圧も５００Ｖとなる。逆に、フォトモスリレー１７が閉じられた状態にあるときは、平滑コンデンサ１３の電圧は、定電流ダイオード１６を介してフォトモスリレー１７に接続された接地線に放電され、平滑コンデンサ１３の電圧はゼロとなる。このため、半導体検出器１４に印加されるバイアス電圧もゼロとなる。本実施例は、平滑コンデンサ
１３を充電、または放電することで、半導体検出器１４へ印加するバイアス電圧を変化させている。

スイッチ制御装置１８は、予め設定された時間情報に基づいてフォトモスリレー１７に指令信号を送信し、フォトモスリレー１７はこの指令信号に基づいて「開（オフ）」及び「閉（オン）」される。例えば、フォトモスリレー１７を開いて３分経過後に、フォトモスリレー１７を閉じ、さらに１秒経過後に、再びフォトモスリレー１７を開く場合を考える。これらの時刻情報は、スイッチ制御装置１８のメモリ（図示せず）に記憶されている。具体的には、「開（オフ）」の指令信号を送信して、３分後に「閉（オン）」の指令信号を送信し、さらに１秒後に「開（オフ）」の指令信号を送信するようにメモリに記憶されている。スイッチ制御装置１８は、メモリに記憶された情報に基づいて、まず、「開
（オフ）」の指令信号をフォトモスリレー１７に送信する。オフの指令信号を受け取ったフォトモスリレー１７は開かれ、次の「閉（オン）」の指令信号を受け取るまでオフの状態を保つ。スイッチ制御装置１８は、内蔵されたクロック（図示せず）に基づいてオフの指令信号を送信して３分経過後に、「開（オフ）」の指令信号をフォトモスリレー１７に送信する。指令信号を受け取ったフォトモスリレー１７は、開かれる。フォトモスリレー１７は、その後、「閉（オン）」の指令信号を受け取るまでオフの状態を保つ。スイッチ制御装置１８は、クロックに基づいて、さらに１秒が経過すると、「開（オン）」の指令信号をフォトモスリレー１７に送信する。オンの指令信号を受け取ったフォトモスリレー１７は、開かれる。スイッチ制御装置１８は、メモリに記憶された情報を基に、指令信号を繰り返しフォトモスリレー１７に送信する。フォトモスリレー１７は、これらの指令信号に応じて、繰り返し開閉されることになる。

次に、バイアス印加回路１０６ａのスイッチ制御装置１８によってフォトモスリレー
１７を開閉し、半導体検出器１４にバイアス電圧を印加した場合について説明する。具体的には、図２を用いて、半導体検出器１４に印加されるバイアス電圧の時間変化についての説明を行う。本実施例では、平滑コンデンサ１３の静電容量が０.１ マイクロファラド、定電流ダイオード１５及び１６の制限電流が０.５ ミリアンペア、結合コンデンサ２０の静電容量が１０００ピコファラド、増幅器２１の制限電流値が１０マイクロアンペアである。まず、フォトモスリレー１７が開いている場合、平滑コンデンサ１３は定電流ダイオード１５を介して充電され、半導体検出器１４に印加されるバイアス電圧は５００Ｖとなる。フォトモスリレー１７を閉じると、平滑コンデンサ１３に蓄積された電荷は、定電流ダイオード１６を介してグランド電位に流れ、０.２ 秒後には平滑コンデンサ１３の電圧は１Ｖ以下（例えば、０Ｖ）となった。つまり、フォトモスリレー１７を閉じて０.２ 秒後には、半導体検出器１４に印加される電圧は１Ｖ以下となる。平滑コンデンサ１３の放電時に、半導体検出器１４に印加するバイアス電圧の時間変化２５が、直線的に降下し、短時間で１Ｖ以下となるのは、定電流ダイオード１６による効果である。ここで、フォトモスリレー１７を０.５ 秒間閉じた状態にすると、リセット時間２７（図２参照）は、０.３ 秒間確保することができる。次に、フォトモスリレー１７を開き、平滑コンデンサ１３の充電を開始と、０.１ 秒後には平滑コンデンサ１３の電圧は５００Ｖに達した。半導体検出器１４に印加される電圧も、充電開始後０.１ 秒後には５００Ｖに達する。平滑コンデンサ１３の充電時に、半導体検出器１４に印加するバイアス電圧の時間変化２６が、直線的に上昇し、短時間で５００Ｖに達するのは、定電流ダイオード１５による効果である。以上より、計測の途切れ時間２８（図２参照）は約０.５ 秒となる。この後、半導体検出器１４に５００Ｖのバイアス電圧を３分間印加してγ線を計測した後、フォトモスリレー１７を開き、平滑コンデンサ１３の放電を開始する。

以上述べたように、本実施例はバイアス印加回路１０６ａを用いることで、半導体検出器１４に電荷収集用の電圧を３分間印加した後、リセット時間を０.２ 秒以上確保しつつ、計測の途切れ時間を充分短くすることができた。

ここで、平滑コンデンサ１３を充電および放電する際、増幅器２１に対して増幅器２１の制限電流値（本実施例では、１０マイクロアンペア）よりも大きな電流が流れないように注意する必要がある。増幅器２１は、半導体検出器１４からのγ線検出信号である微弱なパルス電流を増幅する働きをもつ。増幅器２１には、平滑コンデンサ１３の電圧の時間変化と、結合コンデンサ２０の静電容量との積に相当する電流が流れる。つまり、平滑コンデンサ１３の電圧の時間変化が大きい場合（例えば、平滑コンデンサ１３を短絡させる場合）、増幅器２１に対して制限電流値よりも大きな電流が流れ、増幅器２１を損傷させる可能性がある。そのため、平滑コンデンサ１３を充電および放電する場合には、その電圧の時間変化である減少率、及び増加率が一定値を超えないように制限する必要がある。本実施例の場合、結合コンデンサ２０の静電容量が１０００ピコファラド、増幅器２１の制限電流値が１０マイクロアンペアであるため、平滑コンデンサ１３の電圧の時間変化の減少率および増加率が、最大で１００００Ｖ／秒を超えないように制限する必要がある。

本実施例において、平滑コンデンサ１３を放電する際、放電電流は定電流ダイオード
１６を介してグラウンド電位に流れている。定電流ダイオード１６は、この放電電流が定電流で流れるように放電電流の電流値を制限する働きも持つ。そのため、平滑コンデンサ１３の両端の電圧はほぼ一定の減少割合で降下し（図２の２５）、平滑コンデンサ１３に印加されている５００Ｖの電圧は、０.１ 秒後には０Ｖとなった。放電時における平滑コンデンサ１３の電圧の時間変化は、ほぼ直線的に変化しているため、電圧の時間変化であるその減少率は最大で５０００Ｖ／秒となる。結合コンデンサ２０の静電容量が１０００ピコファラドであるため、増幅器２１には最大で５マイクロアンペアの電流が流れることになる。この値は、増幅器２１の制限電流値に比べで低い値である。また、平滑コンデンサ１３を充電する際、充電電流は定電流ダイオード１５によって、その電流値がある一定値（本実施例では、０.５ ミリアンペア）を超えないように制限されるため、平滑コンデンサ１３の両端の電圧の時間変化（図２の２６）も、ほぼ一定の上昇率で上昇するように、制限されることになる。

また、本実施例では、半導体部材としてＣｄＴｅを用いたが、ＣｄＺｎＴｅ，ＧａＡｓ，ＴｌＢｒ，ＨｇＩ₂等を用いてもよい。

ポーラリゼーションを解消するために設置するバイアス印加回路として、コンデンサ
１３と抵抗器７５、及び７６で構成される一般的な充放電回路８３（図７参照）を用いることも考えられる。このような一般的な充放電回路８３を用いた場合のγ線の計測の途切れ時間を求め、本実施例のバイアス印加回路１０６ａを用いた場合の途切れ時間と比較する。

図７に示すように、充放放電回路８３は、電源１１，保護抵抗器７２，平滑コンデンサ１３，抵抗器７５および７６，フォトモスリレー１７，スイッチ制御装置７８を有する。電源１１は、抵抗器７５、および７６を介して半導体検出器１４に接続される。フォトモスリレー１７Ａおよび抵抗器５５，平滑コンデンサ１３は、半導体検出器１４に接続される。スイッチ制御装置７８は、フォトモスリレー１７に接続され、フォトモスリレー１７の開閉を制御する。スイッチ制御装置７８の動作は、すでに示したものと同様であるため説明を省略する。

充放電回路８３を用いて半導体検出器１４にバイアス電圧を印加した場合の、半導体検出器１４に印加される電圧の時間変化を図８を用いて説明する。平滑コンデンサ１３の静電容量が０.１ マイクロファラド、抵抗７６の抵抗値が１メガオーム、結合コンデンサ
２０の静電容量が１０００ピコファラド、増幅器２１の制限電流値が１０マイクロアンペアである。抵抗７２と抵抗７５の合成抵抗値が１メガオームとなるようにした。フォトモスリレー１７が開いた状態にあるとき、平滑コンデンサ１３は抵抗器７２及び７５を介して充電され、閉じた状態にあるとき、蓄積された電荷が抵抗７６を介してグランド電位に流れて平滑コンデンサ１３は放電される。平滑コンデンサ１３の放電時における、電圧降下の時間変化の最大値は５０００Ｖ／秒となった。しかし、時間の経過とともに平滑コンデンサ１３に蓄積される電荷量が減少するため、平滑コンデンサ１３の電圧の時間変化
８５は徐々に減少していく。そのため、放電を開始して平滑コンデンサ１３の電圧が１Ｖ以下となるまでに０.６２ 秒を要した。リセット時間８７を０.２ 秒間確保した後、フォトモスリレー１７を開き、平滑コンデンサ１３の充電を開始する。充電を開始して平滑コンデンサ１３の電圧が４９５Ｖになるまでに０.４６ 秒を要した。以上より、計測の途切れ時間８６は、１.２８ 秒に達し、バイアス印加回路１０６ａを用いた場合の途切れ時間０.５秒と比較すると、２倍以上長くなっている。

本実施例によれば、以下に示す効果を得ることができる。

（１）本実施例では、ポーラリゼーション解消の際に発生する計測の途切れ時間を短縮できるため、心臓や血管を検査する場合には、被検診者から放射されるγ線の時系列的なデータから、局所心筋血流量をより正確に知ることができるようになる。このことで、心筋血流量画像の画質が向上し、冠動脈硬化の早期診断や冠動脈病変の機能的重症度、および治療効果をより正確に判定できるようになる。また、がんの患部を診断する場合には、被検者を検査する時間を短縮できるため、被験者の負担が低減され、また一日に検査できる被験者の人数を増やすことができる。

（２）本実施例において、半導体検出器１４に対して１Ｖ以下のバイアス電圧を印加することによって、半導体検出器１４の半導体部材で分極した電子および正孔を再結合し易くする。これにより、ポーラリゼーションを解消し、エネルギー分解能，検出効率、および光電変換比率を回復できる。

（３）本実施例は、半導体検出器１４にバイアス電圧を印加する際、平滑コンデンサ
１３を用いている。平滑コンデンサ１３を用いることで、ノイズを除去できるため、エネルギー分解能や時間分解能を向上させることができる。

（４）本実施例において、平滑コンデンサ１３を充電または放電する際に回路を切り替えるスイッチは、フォトモスリレー１７を用いている。フォトモスリレー１７は高い耐電圧を持ち、漏れ電流を低く抑えることができる。フォトモスリレーの他にも、フォトリレーやフォトカプラ等を用いてもよい。

（５）本実施例では、平滑コンデンサ１３への充電電流は定電流ダイオード１５を介して流れ、平滑コンデンサ１３からの放電電流は定電流ダイオード１６を介して流れている。定電流ダイオード１５及び１６をバイアス印加回路に設置することで、放電時および充電時における平滑コンデンサ１３の電圧の時間変化を制限できるため、増幅器２１へ過大電流が流れることを防止でき、増幅器２１の損傷を防止できる。

以下に、本発明の他の実施例であるＰＥＴ装置を、図３及び図４を用いて説明する。

本実施例のＰＥＴ装置９０Ａは、実施例１のＰＥＴ装置９０においてバイアス印加回路１０６ａをバイアス印加回路１０６ｂに替えた構造を有する。

バイアス印加回路１０６ｂについて、図３を参照して説明する。バイアス印加回路106bは、実施例１のバイアス印加回路１０６ａの定電流ダイオード１５をＭＯＳ−ＦＥＴ３５、及び可変抵抗器３７に置き換え、更に、定電流ダイオード１６をＭＯＳ−ＦＥＴ３６、及び可変抵抗器３８に置き換えた構造を有する。電源１１は、保護抵抗器１２，ＭＯＳ−ＦＥＴ３５，可変抵抗器３７，可変抵抗器３８、及びＭＯＳ−ＦＥＴ３６は、この順序で配線によって接続されている。ＭＯＳ−ＦＥＴ３６のドレーンは、保護抵抗器１２を介して電源１１に配線によって接続される。可変抵抗器３７は、配線によってＭＯＳ−ＦＥＴ３６のソースに接続される。ＭＯＳ−ＦＥＴ３６のドレーンは、半導体検出器１４の１つの電極に配線によって接続されている。平滑コンデンサ１３の１つの端子は、ＭＯＳ−
ＦＥＴ３６のドレーンと半導体検出器１４の電極を接続する配線に接続されている。可変抵抗器３８は、配線によってＭＯＳ−ＦＥＴ３６のソースに接続される。ＭＯＳ−ＦＥＴ３５のゲート、及びＭＯＳ−ＦＥＴ３６のゲートは、可変抵抗器３７と可変抵抗器２８とを接続する配線に接続されている。フォトモスリレー１７の一つの端子は、可変抵抗器
３７と可変抵抗器３８を接続する配線に接続される。スイッチ制御装置１８は、フォトモスリレー１７に接続され、フォトモスリレー１７の開閉を制御する。平滑コンデンサ１３およびフォトモスリレー１７のそれぞれの端子は接地線に接続される。

本実施例におけるポーラリゼーションを解消するための制御方法や、スイッチ制御装置１８の動作などは、実施例１と同様であるため説明を省略する。

バイアス電圧回路１０６ｂを用いて半導体検出器１４にバイアス電圧を印加した場合の半導体検出器１４に印加される電圧の時間変化について、図４を用いて説明する。平滑コンデンサ１３の静電容量、結合コンデンサ２０の静電容量、および増幅器２１の制限電流値は、図１に示した実施例と同じである。また、ＭＯＳ−ＦＥＴ３５及びＭＯＳ−ＦＥＴ３８の制限電流値は１.０ミリアンペアである。ここで、可変抵抗器３７の抵抗値を調整することで平滑コンデンサ１３を放電する際の電圧の時間変化（図４の４５）であるその減少率を調整でき、可変抵抗３８の抵抗値を調整することで平滑コンデンサ１３を充電する際の電圧の時間変化（図４の４８）である上昇率を調整できる。フォトモスリレー１７を閉じている場合、平滑コンデンサ１３はＭＯＳ−ＦＥＴ３５及び可変抵抗器３７を介して充電され、半導体検出器１４に印加されるバイアス電圧は５００Ｖとなる。フォトモスリレー１７を閉じると、平滑コンデンサ１３に蓄積された電荷は、ＭＯＳ−ＦＥＴ３６及び可変抵抗器３８を介してグランド電位に流れ、０.０５ 秒後には平滑コンデンサ１３の電圧は１Ｖ以下となった。つまり、フォトモスリレー１７を閉じて０.０５ 秒後には、半導体検出器１４に印加される電圧は１Ｖ以下となる。ここで、リセット時間(図４の４６)の０.３ 秒間は経過した後、フォトモスリレー１７を開き、平滑コンデンサ１３の充電を開始する。充電を開始して平滑コンデンサ１３の電圧が４９５Ｖになるまでに０.１ 秒を要した。これにより、計測の途切れ時間（図４の４９）は、０.４ 秒まで短縮された。この後、半導体検出器１４に５００Ｖのバイアス電圧を３分間印加してγ線を計測した後、フォトモスリレー１７を開き、平滑コンデンサ１３の放電を開始する。その後も、上記した実施例の操作が繰り返される。

以上述べたように、本実施例のバイアス印加回路１０６ｂを用いることで、ポーラリゼーション解消のときに起こる計測の途切れ時間を短縮することができた。

本実施例の場合、平滑コンデンサ１３を充電または放電する際に増幅器２１に流れる最大電流値が、１０マイクロアンペアとなった。この電流値は、増幅器２１の制限電流値以下の値である。すなわち、本実施例では、抵抗器３７および３８の抵抗値を任意に変えることができ、平滑コンデンサ１３の電圧の時間変化を調整できるため、増幅器２１が破損されない範囲内での電圧の時間変化で、計測の途切れ時間を短縮することができる。

本実施例も実施例１で生じた効果（１）〜（４）を得ることができ、更に以下の効果も得ることができる。

（６）本実施例において、平滑コンデンサ１３への充電電流はＭＯＳ−ＦＥＴ３５および可変抵抗器３７を介して流れ、平滑コンデンサ１３の放電電流はＭＯＳ−ＦＥＴ３６及び可変抵抗器３８を介して流れている。ＭＯＳ−ＦＥＴ３５及び３６、可変抵抗器３７及び３８をバイアス印加回路１０６ｂに設置することで、放電時、および充電時における平滑コンデンサ１３の電圧の時間変化を制限できるため、増幅器２１へ過大電流が流れることを防止でき、増幅器２１が損傷するのを防止できる。

（７）本実施例は、実施例１の定電流ダイオード１５のかわりにＭＯＳ−ＦＥＴ３５と可変抵抗器３７を用い、定電流ダイオード１６のかわりにＭＯＳ−ＦＥＴ３６と可変抵抗器３８を用いている。ＭＯＳ−ＦＥＴと可変抵抗器を組み合わせることで、定電流ダイオードよりも耐電圧が高くなり、バイアス印加回路に設置すべき個数が少なくてよい。例えば、半導体検出器１４に５００Ｖのバイアス電圧を印加する場合、充電用の定電流ダイオード１５が５個以上、放電用の定電流ダイオード１６が５個以上、合計１０個以上の定電流ダイオードを設置しなければならない。ＭＯＳ−ＦＥＴと可変抵抗器を用いると、MOS−ＦＥＴ３５と可変抵抗器３７、ＭＯＳ−ＦＥＴ３６と可変抵抗器３８で５００Ｖの電圧に耐えることができる。このため、回路が簡素化される。本実施例では、可変抵抗器３６および３７を用いたが、予め抵抗値を決定し、それに対応した抵抗器をそれぞれ設置してもよい。

以下に、本発明の他の実施例であるＰＥＴ装置を、図５及び図６を用いて説明する。

本実施例のＰＥＴ装置９０Ｂは、実施例１のＰＥＴ装置においてバイアス印加回路106aをバイアス印加回路１０６ｃに替えた構造を有する。

バイアス印加回路１０６ｃについて、図を参照して説明する。バイアス印加回路106ｃは、電源１１，保護抵抗器１２，平滑コンデンサ１３，抵抗器５５，抵抗器５６，フォトモスリレー１７，フォトモスリレー１７Ａ、およびスイッチ制御装置１８Ａを有する。電源１１は、抵抗器１２、および抵抗器５６を介して半導体検出器１４に配線によって接続される。平滑コンデンサ１３は、抵抗器５５，抵抗器５６と半導体検出器１４の電極を接続する配線に接続される。フォトモスリレー１７の１つの端子は、抵抗器１２と、抵抗器５６及びフォトモスリレー１７Ａとを接続する配線に接続される。フォトモスリレー17Ａ及び抵抗器５５は直列に接続され、これらは抵抗器５６と並列に接続されている。スイッチ制御装置１８Ａは、フォトモスリレー１７及び１７Ａに接続され、フォトモスリレー
１７及び１７Ａの開閉を制御する。フォトモスリレー１７Ａを開いた状態では、抵抗器
５５は抵抗器５６との並列接続が切り離された状態となり、閉じた状態では、抵抗器５５は抵抗器５６と並列接続された状態となる。平滑コンデンサ１３及びフォトモスリレー
１７のそれぞれの端子は、接地線に接続される。

本実施例のポーラリゼーションを解消するための制御方法や、スイッチ制御装置１８の動作は、実施例１とほぼ同様である。スイッチ制御装置１８は、フォトモスリレー１７に「開（オフ）」及び「閉（オン）」の指令信号を送信する場合と同様、フォトモスリレー１７Ａに対しても、別のメモリ（図示せず）に記憶された時間情報にも基づいて、「開
（オフ）」及び「閉（オン）」の指令信号を送信する。

バイアス印加回路１０６ｃを用いて半導体検出器１４にバイアス電圧を印加した場合の半導体検出器１４に印加される電圧の時間変化について、図６を用いて説明する。平滑コンデンサ１３の静電容量、結合コンデンサ２０の静電容量、および、増幅器２１の制限電流値は図１に示した実施例１と同じ値である。抵抗器１２の抵抗値は１００キロオーム、抵抗器５５の抵抗値は６００キロオーム、抵抗器５６の抵抗値は１メガオームとなっている。まず、放射線検出器１４がγ線を計測している場合、フォトモスリレー１７は開いた状態にあり、フォトモスリレー１７Ａは閉じた状態にある。すなわち、抵抗器５５は電源１１及び平滑コンデンサ１３に接続されているため、充電電流は、電源１１より抵抗器
５５及び抵抗器５６を介して平滑コンデンサ１３に流れる。平滑コンデンサ１３の電圧は５００Ｖである場合、それに対応して半導体検出器１４に印加されるバイアス電圧も500Ｖとなる。次に、フォトモスリレー１７を閉じて、フォトモスリレー１７Ａを開く。フォトモスリレー１７Ａを開くことで抵抗器５５は平滑コンデンサ１３との接続が解除された状態となり、平滑コンデンサ１３に蓄積された電荷は、抵抗器５６及びフォトモスリレー１７を介してグランド電位に流れる。フォトモスリレー１７を閉じてから０.１ 秒後（図６の６３の時点）にフォトモスリレー１７を閉じたままフォトモスリレー１７Ａを閉じる。すると、抵抗器５５は、平滑コンデンサ１３及びフォトモスリレー１７に接続され、放電電流は、平滑コンデンサ１３からの抵抗器５５および抵抗器５６の両抵抗器を介してグランド電位に流れる。抵抗器５５を接続することで、放電電流が大きくなり、それにともなって平滑コンデンサ１３の電圧の時間変化であるその電圧の減少率（図６の６６）も大きくなる。平滑コンデンサ１３の放電を開始してから０.３ 秒後には平滑コンデンサ１３の電圧が１Ｖ以下となった。つまり、半導体検出器１４に印加される電圧が５００Ｖから
１Ｖ以下になるまで０.３ 秒要したことになる。その後、リセット時間（図６の７０）の０.３ 秒が経過した時点で、フォトモスリレー１７及びフォトモスリレー１７Ａを開き、平滑コンデンサ１３の充電を開始する。充電電流は、抵抗器５６を介して平滑コンデンサ１３に流れる。充電を開始してから０.１ 秒後（図６の６４の時点）にフォトモスリレー１７を開いたままフォトモスリレー１７Ａを閉じる。すると、抵抗器５５が電源５１及び平滑コンデンサ１３に接続された状態となるため、充電電流は、抵抗器５５および抵抗器５６との並列回路を介して平滑コンデンサ１３に流れることとなる。放電時と同様、抵抗器５５を接続することで、平滑コンデンサ１３の電圧の時間変化（図６の６７）であるその電圧の上昇率が大きくなる。平滑コンデンサ１３の放電を開始してから０.２７ 秒後には、平滑コンデンサ１３の電圧は４９５Ｖ以上となった。本実施例における、計測の途切れ時間（図６の７０）は、０.８７ 秒に短縮された。この後、半導体検出器１４に５００Ｖのバイアス電圧を３分間印加してγ線を計測した後、フォトモスリレー１７を閉じてフォトモスリレー１７Ａを開いて平滑コンデンサ１３の放電を開始する。その後は、上記した本実施例の操作が繰り返される。

以上述べたように、本実施例のバイアス印加回路１０６ｃを用いることで、ポーラリゼーション解消のときに起こる、計測の途切れ時間を短縮することができた。

本実施例の場合、平滑コンデンサ１３を放電している際、平滑コンデンサ１３の電圧の時間変化の最大値は、５０００Ｖ／秒であった。結合コンデンサ２０の静電容量が1000ピコファラドであるため、増幅器６２に流れる電流の最大値は５マイクロアンペアとなる。また、平滑コンデンサ１３を放電している際、平滑コンデンサ１３の電圧の時間変化の最大値は、４６００Ｖ／秒であるため、増幅器６２に流れる電流の最大値は４.６ マイクロアンペアとなった。以上より、増幅器６２に流れる電流は、増幅器６２の制限電流値よりも充分小さい値であった。

本実施例も実施例１で生じた効果（１）〜（４）を得ることができる。

以下に、本発明の他の実施例であるＰＥＴ装置を、図１及び図１１を用いて説明する。

本実施例は、ＰＥＴ装置９０Ｃ（図示せず）に、総括制御装置９５、及び入力装置９６を備えたものであり、バイアス印加回路１０６ａを有する。なお、ＰＥＴ装置９０Ｃは、フォトモスリレー１７、及びスイッチ制御装置１８を含む充放電制御装置を有している。

本実施例では、被検診者の検査対象範囲が広く、一度に全ての検査対象範囲を撮影できない場合（例えば、全身のがん検査）を例にとって説明する。

一度に全ての検査対象範囲を撮影できない場合は、ベッド９４を移動させることで検査対象範囲を数回に分割して撮影する必要がある。検査対象範囲の分割後の１つの領域を分割対象範囲という。オペレータ（例えば、放射線技師）が、入力装置９６から入力する、被検診者の検査対象範囲、及びこの対象範囲の分割数の情報は、総括制御装置９５のメモリに記憶されている。また、１つの分割対象範囲での検査時間（以下、第１時間という）も入力装置９６から入力されて、そのメモリに記憶される。例えば、全身のがん検査で検査対象範囲が９０cmの場合、ＰＥＴ検査開始後のベッド９４の移動回数は９回、つまり、対象範囲の分割数は１０となり、分割対象範囲での検査時間は２〜３分程度となる。スイッチ制御装置１８がフォトモスリレー１７を閉じてバイアス印加電圧が５００Ｖから低下し始めてから、フォトモスリレー１７を開くまでの時間を、第２時間という。この第２時間は、スイッチ制御装置１８のメモリに記憶されている。

ＰＥＴ検査を開始する際、オペレータの操作により、入力装置９６は、統括制御装置
９５に検査開始信号を出力する。検査開始信号が入力されると、統括制御装置９５は、被検診者の検査対象範囲に関する情報を用いて、ベッド移動開始信号を出力してベッド駆動装置（図示せず）を制御し、ベッド９４上の被検診者の検査対象範囲内の最初の分割対象範囲が撮像装置９１内に入るようにベッド９４を移動させる。その分割対象範囲が、撮像装置９１内に入ったとき、ベッド９４の移動は停止される。この状態で、ＰＥＴ検査が開始される。検査開始後、第１時間が経過すると、統括制御装置９５は、前述のようにして次の分割対象範囲が撮像装置９１内に入るようにベッド駆動装置にベッド移動開始信号を出力してベッド９４を移動させる。このベッド移動開始信号は、スイッチ制御装置１８に入力される。スイッチ制御装置１８は、ベッド移動開始信号に基づいてフォトモスリレー１７を閉じる。これによって、図２に示すように半導体検出器１４に印加されるバイアス電圧が１Ｖ以下に低下する。スイッチ制御装置１８は、フォトモスリレー１７が閉じた後、スイッチ制御装置１８のメモリに記憶した第２時間が経過した時、フォトモスリレー
１７を開く。これによって、そのバイアス電圧は、図２に示すように５００Ｖに回復される。第２時間は、０.５ 秒であり、ベッド９４の移動に要する数秒よりも短い。このため、半導体検出器１４のポーラリゼーションは、ベッド９４の移動中に解消できる。ベッド９４の移動が停止された後、２番目の分割対象範囲に対するＰＥＴ検査が行われる。以下、同様に分割数だけＰＥＴ検査が繰返される。充放電制御装置は、ベッド９４の移動に同期して平滑コンデンサ１３の充放電を制御している。

本実施例も実施例１で生じた効果（２）〜（５）を得ることができ、更に以下の効果も得ることができる。

（８）本実施例は、撮影がされていないタイミングに合わせてポーラリゼーション解消のリセット電圧を印加するため、一人の被検診者を撮影する間に、計測の途切れ時間がなくなる。そのため、検査時間が短縮され、被検診者の負担を低減でき、また１日に検査できる被検者の人数を増やすことができる。

本実施例では、バイアス印加回路１０６ａの構造を有するＰＥＴ装置９０Ｃを用いて説明した。実施例２のバイアス印加回路１０６ｂ、及び実施例３のバイアス印加回路106ｃをＰＥＴ装置９０Ｃに適応することもできる。バイアス印加回路１０６ｂを用いた場合、上記効果（８）、及び実施例１で生じた効果（２）〜（４）を得ることができる。また、バイアス印加回路１０６ｃを用いた場合、上記効果（８）、及び実施例１で生じた効果
（２）〜（４）を得ることができる。

以上述べた各実施例は、ＳＰＥＣＴ装置に適用することが可能である。

本発明の好適な一実施例であるＰＥＴ装置のバイアス印加回路を含む回路図である。 図１の半導体検出器に印加される電圧の時間変化を示すグラフである。 本発明の他の実施例であるＰＥＴ装置のバイアス印加回路を含む回路図である。 図３の半導体検出器に印加される電圧の時間変化を示すグラフである。 本発明の他の実施例であるＰＥＴ装置のバイアス印加回路を含む回路図である。 図５の半導体検出器に印加される電圧の時間変化を示すグラフである。 従来例のバイアス印加回路を含む回路図である。 図７の半導体検出器に印加される電圧の時間変化を示すグラフである。 本発明の好適な一実施例であるＰＥＴ装置の構成図である。 図９に示すカメラに設置する結合基板を示す構成図である。 本発明の好適な一実施例であるＰＥＴ装置の構成図である。

符号の説明

１１…電源、１２，７２…保護抵抗器、１３…平滑コンデンサ、１４…半導体放射線検出器、１５，１６…定電流ダイオード、１７，１７Ａ…フォトモスリレー、１８，１８Ａ４３，７８…スイッチ制御装置、１９…ブリーダ抵抗器、２０…結合コンデンサ、２１…増幅器、３５，３６…ＭＯＳ−ＦＥＴ、３７，３８…可変抵抗器、５５，５６，７５…抵抗器、９０，９０Ａ，９０Ｂ，９０Ｃ…ＰＥＴ装置、９１…カメラ（撮像装置）、９２…データ処理装置（データ蓄積装置）、９４…ベッド、１００…結合基板、１０２…半導体放射線検出器、１０３…コンデンサ、１０４…アナログＡＳＩＣ、１０５…ディジタル
ＡＳＩＣ、１０６ａ，１０６ｂ，１０６ｃ…バイアス印加回路。

Claims (12)

1. 放射線を検出する半導体放射線検出器と、
   前記検出器に電圧を印加するコンデンサと、
   前記コンデンサへの充電電流を通流する第１の定電流装置と、
   前記コンデンサからの放電電流を通流する第２の定電流装置と、
   前記第１の定電流装置と前記第２の定電流装置を接続する配線に接続された開閉装置とを備えた核医学診断装置。
2. 放射線を検出する半導体放射線検出器と、
   前記検出器に電圧を印加するコンデンサと、
   前記コンデンサへの充電電流を通流する第１の定電流装置と、
   前記コンデンサからの放電電流を通流する第２の定電流装置と、
   入力端に、前記第１の定電流装置、及び前記第２の定電流装置が接続された開閉装置とを備えた核医学診断装置。
3. 前記第１の定電流装置は、充電電流に対して順方向に接続した定電流ダイオードで構成し、
   前記第２の定電流装置は、放電電流に対して順方向に接続した定電流ダイオードで構成した請求項１及び請求項２のいずれか一方に記載の核医学診断装置。
4. 前記第１の定電流装置は、第１のＭＯＳ−ＦＥＴおよび該ＭＯＳ−ＦＥＴのソースに接続された抵抗器で構成し、
   前記第２の定電流装置は、第２のＭＯＳ−ＦＥＴおよび該ＭＯＳ−ＦＥＴのソースに接続された抵抗器で構成した請求項１及び請求項２のいずれか一方に記載の核医学診断装置。
5. 放射線を検出する半導体放射線検出器と、
   前記検出器に電圧を印加するコンデンサと、
   前記コンデンサの充電電流および放電電流を通流する第１の抵抗器と、
   前記コンデンサを充電および放電する際に前記第１の抵抗器に並列に接続される第２の抵抗器と、
   前記第２の抵抗器に直列に接続される第１の開閉装置と、
   前記第１の抵抗器と前記第１の開閉装置を接続する配線に接続される第２の開閉装置を備えた核医学診断装置。
6. 前記半導体放射線検出器の半導体結晶部材がＣｄＴｅである請求項１ないし請求項５のいずれか１つに記載の核医学診断装置。
7. 前記開閉装置がフォトモスリレーである請求項１，請求項４、ないし請求項６のいずれか１つに記載の核医学診断装置。
8. 核医学診断装置の半導体放射線検出用電源において、
   直流電圧源と、
   被検体からの放射線を検出する半導体放射線検出器への平滑用コンデンサと、
   前記直流電圧源から前記コンデンサへ充電電流を通流する第１の定電流装置と、
   前記コンデンサからの放電電流を通流する第２の定電流装置と、
   前記第１の定電流装置と前記第２の定電流装置を接続する配線に接続される開閉装置とを備えた核医学診断用半導体放射線検出器の電源装置。
9. 前記第１の定電流装置は、充電電流に対して順方向に接続した定電流ダイオードで構成し、前記第２の定電流装置は、放電電流に対して順方向に接続した定電流ダイオードで構成した請求項８に記載の核医学診断用半導体放射線検出器の電源装置。
10. 前記第１の定電流装置は、第１のＭＯＳ−ＦＥＴおよび該ＭＯＳ−ＦＥＴのソースに接続された抵抗器で構成し、
    前記第２の定電流装置は、第２のＭＯＳ−ＦＥＴおよび該ＭＯＳ−ＦＥＴのソースに接続された抵抗器で構成した請求項８に記載の核医学診断用半導体放射線検出器の電源装置。
11. 核医学診断装置の半導体放射線検出用電源において、
    直流電圧源と、
    被検体からの放射線を検出する半導体放射線検出器への平滑用コンデンサと、
    前記コンデンサの充電電流および放電電流を通流する第１の抵抗器と、
    前記コンデンサを充電および放電する際に前記第１の抵抗器に並列に接続される第２の抵抗器と、
    前記第２の抵抗器に直列に接続される第１の開閉装置と、
    前記第１の抵抗器と前記第１の開閉装置を接続する配線に接続される第２の開閉装置とを備えた核医学診断用半導体放射線検出器の電源装置。
12. 前記第２の抵抗器は、
    前記コンデンサを充電する充電時間の後半及び、前記コンデンサを放電する放電時間の後半に前記第１の抵抗に並列に接続される請求項５に記載の核医学診断装置。
    
    
    

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