JP3938189B2

JP3938189B2 - Nuclear medicine diagnostic equipment

Info

Publication number: JP3938189B2
Application number: JP2005151765A
Authority: JP
Inventors: 知之清野; 雄一郎上野; 一俊土屋; 一磨横井; 信也小南
Original assignee: Hitachi Ltd
Current assignee: Hitachi Ltd
Priority date: 2005-05-25
Filing date: 2005-05-25
Publication date: 2007-06-27
Anticipated expiration: 2024-12-28
Also published as: JP2006189412A

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。 The present invention relates to a nuclear medicine diagnostic apparatus including a radiation detector having a semiconductor region.

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。 Examples of applications of radiation measuring devices in the medical field include nuclear medicine diagnostic devices such as gamma cameras, single photon emission computed tomography (SPECT) devices, and positron emission tomography (PET) devices.

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。 Examination using a nuclear medicine diagnostic device is performed by administering a radiopharmaceutical containing a substance having a property of accumulating at a specific site (for example, cancer cells) to a subject to be examined, and collecting the radioactivity accumulated at that site. Radiation caused by the drug and emitted from the affected area of the examinee is detected by a radiation detector. The radiation emitted from the affected area of the examinee has a constant energy (in the case of PET examination, energy of 511 KeV). The nuclear medicine diagnosis apparatus creates a tomographic image including an image of a radiopharmaceutical accumulation part, that is, an affected part of cancer in a subject to be examined, based on a detection signal output from a radiation detector that detects radiation. Based on the created tomogram, a doctor identifies an affected area of cancer.

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。 A nuclear medicine diagnostic apparatus using a semiconductor radiation detector (hereinafter referred to as a semiconductor detector) as a radiation detector is known (see Patent Document 1). The semiconductor detector is made of one of semiconductor materials such as CdTe (cadmium telluride), GaAs (gallium arsenide), and TlBr (thallium bromide), and is installed on two opposing surfaces of the semiconductor member and the semiconductor member, respectively. It has an electrode. When radiation is incident on a semiconductor member, the semiconductor detector generates a charge corresponding to the energy of the radiation by a photoelectric effect. The electric charge generated by the semiconductor member is taken out as an electric signal from the electrode to which a bias voltage for collecting electric charges is applied. Thus, since the semiconductor detector outputs the electric charge generated by the interaction between the radiation and the semiconductor material as an electric signal, the energy resolution is excellent.

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）。 However, when a semiconductor detector is applied to a nuclear medicine diagnostic apparatus, a countermeasure against a polarization phenomenon called polarization is required. Polarization is a phenomenon that appears prominently in semiconductor detectors using CdTe Schottky diodes. The phenomenon is as follows. When a bias voltage (reverse bias when viewed as a normal diode) is continuously applied to a CdTe Schottky diode, the energy resolution degrades in minutes to tens of minutes. The ratio decreases. In such a state, accurate measurement becomes difficult. Polarization is caused by the accumulation of space charge as shown in Non-Patent Document 1. Therefore, if the bias voltage is reduced to zero at the end of the measurement, the space charges are recombined and the polarization is eliminated (Patent Document 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。 Patent Document 1 describes a radiation detection device including a semiconductor detector, a switch, and a control device. In order to eliminate polarization, a bias voltage applied to the radiation detector is detected after detection of radiation. A technique for zeroing is disclosed.

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。 However, while the bias voltage applied to the radiation detector becomes zero, the charges generated by the radiation detector are not collected, and γ-rays cannot be measured. In a test using a nuclear medicine diagnostic apparatus, there is a test in which gamma rays emitted from the body of a patient to be examined are measured and their time series changes are observed. Specifically, brain examination (cerebral infarction, brain tumor, Alzheimer's disease, etc.) and cardiac / vascular examination (myocardial infarction, myocardial ischemia, etc.).

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。 In the case of examination of the heart, a radiopharmaceutical or the like having a property of being taken up and accumulated in a normal heart muscle (hereinafter referred to as a myocardium) and not accumulated in a myocardial infarction site is used. Before conducting a PET examination, first, such a radiopharmaceutical is administered to the examinee. The PET apparatus measures gamma rays emitted from the heart muscle of the examinee and creates a tomographic image including the heart. When creating a tomogram, time-series data of radiation emitted from the normal part of the heart is measured, and the time activity curve of the left ventricular cavity and myocardium is applied to the compartment model analysis method to determine local myocardial blood flow. Is required. When measuring such time-series data, it is necessary to shorten the interruption time of γ-ray measurement.

特開２００４−１２５５２４号JP 2004-125524 A 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.５４８Radiation Measurement Handbook, 3rd edition, by KNOLL, translated by Ichiro Kimura and Eiji Sakai, Nikkan Kogyo Shimbun, p.548

本発明の目的は、検査時間を短縮することにある。 An object of the present invention is to shorten the inspection time.

前記の目的を達成する本願発明の特徴は、被検体を支持するベッドと、被検体から放射線を検出する半導体放射線検出器とを備え、ベッドを断続的に移動させて、その放射線を検出する核医学診断装置において、検出器に電圧を印加するコンデンサと、ベッドの断続的移動と同期して、コンデンサの充放電を行う装置とを備え、充放電を行う装置は、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、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、第１の定電流装置と第２の定電流装置を接続する配線に接続された開閉装置を有することにある。 A feature of the present invention that achieves the above-described object is that it comprises a bed that supports a subject and a semiconductor radiation detector that detects radiation from the subject, and a nucleus that intermittently moves the bed to detect the radiation. The medical diagnostic apparatus includes a capacitor that applies a voltage to the detector and a device that charges and discharges the capacitor in synchronization with the intermittent movement of the bed. The device that performs charging and discharging passes a charging current to the capacitor. A first constant current device that flows, a second constant current device that passes a discharge current from the capacitor, and a switchgear connected to the wiring that connects the first constant current device and the second constant current device It is in having.

本発明によれば、検査時間を短縮することができる。また、増幅器の損傷を防止することもできる。 According to the present invention, the inspection time can be shortened. Further, the amplifier can be prevented from being damaged.

以下、図面を用いて実施例を説明する。 Embodiments will be described below with reference to the drawings.

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。 A nuclear medicine diagnostic apparatus which is a preferred embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. 1, 2, 9, and 10. FIG. The nuclear medicine diagnosis apparatus according to the present embodiment will be described by taking a PET apparatus 90 including a radiation detector (hereinafter referred to as a semiconductor detector) using CdTe as a semiconductor member as an example.

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。 As shown in FIG. 9, the PET device 90 includes a camera (imaging device) 91, a data processing device (data storage device) 92, a display device 93, a bed 94, and the like.

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。 The camera 91 is provided with a plurality of coupling substrates 100 shown in FIG. 10 in an annular shape so as to surround the bed 94. The coupling substrate 100 includes a plurality of semiconductor detectors 14, a coupling capacitor 20, a bleeder resistor 19 (see FIG. 1), an analog ASIC 104, a digital ASIC 105, and a bias application circuit 106a. The semiconductor detector 14 disposed on the bed 94 side in the combined substrate 100 has a semiconductor member (for example, CdTe), and a cathode electrode and an anode electrode are provided on the opposing surfaces of the semiconductor member, respectively. As the semiconductor member, GaAs or TlBr may be used. A plurality of semiconductor detectors 14 are connected to the coupling capacitor 20. The coupling capacitor 20 is connected to an amplifier 21 installed in the analog ASIC 104 (see FIG. 1). The digital ASIC 105 receives a signal from the analog ASIC 104 and outputs the signal to the data processing device 92. The bias application circuit 106 a is connected to the electrodes of the respective semiconductor detectors 14 provided on the coupling substrate 100. One terminal of the bleeder resistor 19 is connected to the wiring connecting the electrode of the semiconductor detector 14 and the coupling capacitor 20. The other terminal of the bleeder resistor 19 is connected to the ground line.

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。 The data processing device 92 includes a coincidence counting device (not shown), a storage device (not shown), and a tomographic image information creation device (not shown).

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。 The bias application circuit 106a will be described with reference to FIG. The bias application circuit 106 a includes a power supply 11, a protective resistor 12, a smoothing capacitor 13, constant current diodes 15 and 16, a photo MOS relay 17, and a switch control device 18. The power supply 11, the protective resistor 12, the constant current diode 15 installed in the forward direction, and the constant current diode 16 installed in the reverse direction are connected by wiring in this order. The constant current diode 16 is connected to one electrode of the semiconductor detector 14 by wiring. One terminal of the smoothing capacitor 13 is connected to a wiring connecting the constant current diode 16 and the electrode of the semiconductor detector 14. The photo MOS relay 17 has an input end connected to a wiring connecting the constant current diode 15 and the constant current diode 16, and an output end grounded. The switch control device 18 is connected to the photo MOS relay 17 and controls opening and closing of the photo MOS relay 17. The terminals of the smoothing capacitor 13 and the photo MOS relay 17 are connected to the ground line.

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。 The number of constant current diodes 15 and 16 included in the bias application circuit 106 a is determined according to the bias voltage applied between the cathode electrode and the anode electrode of the semiconductor detector 14. For example, when the bias voltage applied between the electrodes of the semiconductor detector 14 is 500 V and each withstand voltage of the constant current diodes 15 and 16 is 100 V, the six constant current diodes 15 are connected in series in the forward direction, Four or more six constant current diodes 16 are connected in series in the reverse direction. In FIG. 1, only one constant current diode 15 and 16 is shown, but in reality, six constant current diodes 15 and 16 are connected in series.

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。 In the present embodiment, an explanation will be given taking as an example the examination of the heart of the examinee (for example, measurement of myocardial blood flow).

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。 Before conducting the PET examination, first, a PET drug (for example, ¹³ N-ammonia) is administered in advance to a subject to be examined by injection. ¹³ N-ammonia administered to the examinee is taken into the myocardium of the examinee, and an amount proportional to the myocardial blood flow is fixed in the myocardial cells. The examinee to whom the PET drug is administered is laid on the bed 39.

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。 When starting the PET inspection, the operator operates a button provided on an operator console (not shown) to output an inspection start signal to the overall control unit (not shown). When the examination start signal is input, the overall control unit outputs information related to the examination target range of the examinee and the bed movement start signal to the bed movement control unit (not shown). The bed movement control unit that has input the bed movement start signal moves the bed so that the heart, which is the examination target range of the examinee, enters the γ-ray detection region of the PET apparatus 90 based on the input information. . In this state, the PET inspection is started.

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。 From the body of the examinee lying on the bed 39, many pairs of γ rays generated due to the PET drug are emitted in all directions. The camera 91 includes a large number of semiconductor detectors 14, and the semiconductor detector 14 detects γ rays emitted from the body of the examinee. A charge collection bias voltage is applied between the cathode electrode and the anode electrode of the semiconductor detector 14 (for example, 500 V). This bias voltage is applied by the bias application circuit 106a. When γ rays are incident on the semiconductor detector 14 to which a bias voltage is applied, an interaction occurs between the semiconductor member constituting the semiconductor detector 14 and the incident γ rays, and charges such as electrons and holes are generated. . In this embodiment, since the bias voltage applied between the electrodes of the semiconductor detector 14 is 500V, six constant current diodes 15 (withstand voltage 100V) arranged in the forward direction are connected in series, and the constant current diode 16 ( 6 withstand voltage 100V) are connected in series in the reverse direction. The generated charge is output as a γ-ray detection signal from the semiconductor detector 14 by applying a bias voltage. This γ-ray detection signal is input to the amplifier 21 installed in the analog ASIC 104 via the coupling capacitor 20. The bleeder resistor 19 has a function of preventing electric charges from continuing to accumulate in the coupling capacitor 20.

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。 The analog ASIC 104 generates a timing signal for specifying the detection time of the γ-ray based on the γ-ray detection signal. The generated timing signal is transmitted to the digital ASIC 105. The analog ASIC 104 generates γ-ray peak value information based on the γ-ray detection signal, and transmits the generated peak value information to the digital ASIC 105. The digital ASIC 105 determines the detection time of the γ-ray based on the timing signal, and specifies the detector ID (ID for identifying the semiconductor detector 14). The digital ASIC 105 converts the peak value information corresponding to the semiconductor detector 14 of the detector ID into a digital signal. The digital ASIC 105 adds the peak value information to the time information and the detector ID to generate packet data. Packet data which is digital information including three pieces of information (time information, detector ID, and peak value information) is transmitted to the data processing device 92.

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。 The coincidence counting device of the data processing device 92 performs coincidence counting processing based on the packet information transmitted from the digital ASIC 105. The pair of γ rays counted simultaneously is counted as one, and the positions of the two semiconductor detectors 14 that have detected the pair of γ rays are identified from their detector IDs. The specified detector ID is stored in the storage device as a detector that has detected 511 KeV gamma rays. The tomographic image information creating apparatus creates tomographic image information based on the identified detection positions. This tomographic image information is displayed on the display device 93.

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。 Polarization occurs when a bias voltage of 500 V is continuously applied to the semiconductor detector 14. In order to eliminate the polarization, it is necessary to temporarily set the bias voltage applied to the semiconductor detector 14 to 1 V or less. The voltage of 1 V is a voltage required for resolving the polarization by recombination of electrons and holes polarized in the semiconductor member in the semiconductor detector 14 of the present embodiment. Preferably, a voltage for eliminating the polarization (hereinafter referred to as a reset voltage) is 0V. In order to eliminate the polarization, it is necessary to secure a certain time for the bias voltage applied to the semiconductor detector 14 to be 1 V or less (hereinafter referred to as reset time). The necessary reset time depends on how long the voltage for collecting charges is continuously applied to the semiconductor detector 14. When a voltage for charge collection is applied for a long time, a long reset time is required. When a voltage is applied for a short time, the polarization is eliminated with a short reset time. For example, when a bias voltage of 500 V is applied to the semiconductor detector 14 for 3 minutes, it is necessary to secure a reset time of 0.2 seconds or more. Here, the bias voltage applied to the semiconductor detector 14 is
If it becomes 99% or less of 500 V (here, 495 V or less), it becomes insufficient as a bias voltage for charge collection, and the generated charge cannot be taken out sufficiently. As a result, the γ-ray measurement is interrupted (hereinafter, the measurement interruption time is referred to as the measurement interruption time). In order to obtain the local myocardial blood flow rate, it is important to shorten the interruption time of the measurement as much as possible, and the time when the bias voltage applied to the semiconductor detector 14 is 495 V or less is preferably as short as possible. In view of the above, it is necessary to set the bias voltage applied to the semiconductor detector 14 to 1 V or less in a short time, secure the reset time, and then return to the state in which the voltage of 500 V is applied again in a short time.

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。 Hereinafter, a control method for eliminating the polarization in the present embodiment will be described with reference to FIGS. The power source 11 supplies a DC voltage. When a voltage of 500 V is directly applied from the power supply 11 to the semiconductor detector 14, noise is generated. Therefore, the voltage is applied to the semiconductor detector 14 using the smoothing capacitor 13. That is, the bias voltage applied to the semiconductor detector 14 is substantially applied from the smoothing capacitor 13. The switch control device 18 opens the photo MOS relay 17 when applying a bias voltage to the semiconductor detector 14 (the photo MOS relay 17 is in an off state), and stops the application of the bias voltage to the semiconductor detector 14. The moss relay 17 is closed (the photo moss relay 17 is on). When measuring γ-rays, the photo MOS relay 17 is open due to the action of the switch control device 18, the smoothing capacitor 13 is charged via the constant current diode 15, and the voltage of the smoothing capacitor 13 is 500V. Become. Accordingly, the bias voltage applied to the semiconductor detector 14 is also 500V. On the contrary, when the photoMOS relay 17 is in a closed state, the voltage of the smoothing capacitor 13 is discharged to the ground line connected to the photoMOS relay 17 through the constant current diode 16, and the voltage of the smoothing capacitor 13. Becomes zero. For this reason, the bias voltage applied to the semiconductor detector 14 is also zero. In this embodiment, the bias voltage applied to the semiconductor detector 14 is changed by charging or discharging the smoothing capacitor 13.

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。 The switch control device 18 transmits a command signal to the photo moss relay 17 based on preset time information, and the photo moss relay 17 is “open (off)” and “close (on)” based on this command signal. Is done. For example, consider a case where the photo mos relay 17 is opened, the photo mos relay 17 is closed after 3 minutes, and the photo mos relay 17 is opened again after another 1 second. Such time information is stored in a memory (not shown) of the switch control device 18. Specifically, an “open (OFF)” command signal is transmitted, a “close (ON)” command signal is transmitted after 3 minutes, and an “open (OFF)” command signal is transmitted after one second. Is stored in the memory. Based on the information stored in the memory, the switch control device 18 first transmits an “open (off)” command signal to the photo moss relay 17. Upon receipt of the OFF command signal, the photo MOS relay 17 is opened and kept OFF until the next “closed” command signal is received. The switch control device 18 transmits an OFF command signal based on a built-in clock (not shown), and transmits an “open (OFF)” command signal to the photo MOS relay 17 after 3 minutes. The photo MOS relay 17 that has received the command signal is opened. Thereafter, the photo moss relay 17 remains off until it receives a “closed (on)” command signal. Based on the clock, the switch control device 18 transmits an “open (on)” command signal to the photo mos relay 17 when one second has elapsed. Upon receiving the ON command signal, the photo MOS relay 17 is opened. The switch control device 18 repeatedly transmits a command signal to the photo MOS relay 17 based on the information stored in the memory. The photo moss relay 17 is repeatedly opened and closed in response to these command signals.

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。 Next, a case where the photo MOS relay 17 is opened and closed by the switch control device 18 of the bias application circuit 106a and a bias voltage is applied to the semiconductor detector 14 will be described. Specifically, the time change of the bias voltage applied to the semiconductor detector 14 will be described with reference to FIG. In this embodiment, the smoothing capacitor 13 has a capacitance of 0.1 microfarad, the constant current diodes 15 and 16 have a limiting current of 0.5 milliampere, the coupling capacitor 20 has a capacitance of 1000 picofarad, and the amplifier 21 has a limiting current. The value is 10 microamperes. First, when the photo MOS relay 17 is open, the smoothing capacitor 13 is charged via the constant current diode 15 and the bias voltage applied to the semiconductor detector 14 is 500V. When the photo MOS relay 17 is closed, the electric charge accumulated in the smoothing capacitor 13 flows to the ground potential via the constant current diode 16, and after 0.2 seconds, the voltage of the smoothing capacitor 13 is 1 V or less (for example, 0 V). became. That is, the voltage applied to the semiconductor detector 14 becomes 1V or less after 0.2 seconds from closing the photo MOS relay 17. It is an effect of the constant current diode 16 that the time change 25 of the bias voltage applied to the semiconductor detector 14 linearly drops to 1 V or less in a short time when the smoothing capacitor 13 is discharged. Here, when the photo moss relay 17 is closed for 0.5 seconds, the reset time 27 (see FIG. 2) is:
It can be secured for 0.3 seconds. Next, when the photo MOS relay 17 was opened and charging of the smoothing capacitor 13 was started, the voltage of the smoothing capacitor 13 reached 500 V after 0.1 second. The voltage applied to the semiconductor detector 14 also reaches 500 V after 0.1 second from the start of charging. It is an effect of the constant current diode 15 that the time change 26 of the bias voltage applied to the semiconductor detector 14 increases linearly and reaches 500 V in a short time when the smoothing capacitor 13 is charged. From the above, the measurement interruption time 28 (see FIG. 2) is about 0.5 seconds. Thereafter, a bias voltage of 500 V is applied to the semiconductor detector 14 for 3 minutes to measure γ rays, and then the photo MOS relay 17 is opened to start discharging the smoothing capacitor 13.

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。 As described above, this embodiment uses the bias application circuit 106a, so that a voltage for collecting charges is applied to the semiconductor detector 14 for 3 minutes, and then the reset time is secured for 0.2 seconds or more. The interruption time could be shortened sufficiently.

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。 Here, when the smoothing capacitor 13 is charged and discharged, care must be taken so that a current larger than the limit current value of the amplifier 21 (10 microamperes in this embodiment) does not flow to the amplifier 21. The amplifier 21 has a function of amplifying a weak pulse current that is a γ-ray detection signal from the semiconductor detector 14. A current corresponding to the product of the time change of the voltage of the smoothing capacitor 13 and the capacitance of the coupling capacitor 20 flows through the amplifier 21. That is, when the time change of the voltage of the smoothing capacitor 13 is large (for example, when the smoothing capacitor 13 is short-circuited), a current larger than the limit current value flows to the amplifier 21, which may damage the amplifier 21. Therefore, when the smoothing capacitor 13 is charged and discharged, it is necessary to limit the decrease rate and the increase rate, which are time changes of the voltage, so as not to exceed a certain value. In the case of the present embodiment, since the capacitance of the coupling capacitor 20 is 1000 picofarad and the limit current value of the amplifier 21 is 10 microamperes, the rate of decrease and increase of the voltage of the smoothing capacitor 13 over time is 10000 V at the maximum. It is necessary to limit so as not to exceed / sec.

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。 In this embodiment, when discharging the smoothing capacitor 13, the discharge current flows to the ground potential via the constant current diode 16. The constant current diode 16 also has a function of limiting the current value of the discharge current so that the discharge current flows at a constant current. For this reason, the voltage across the smoothing capacitor 13 dropped at a substantially constant decreasing rate (25 in FIG. 2), and the voltage of 500 V applied to the smoothing capacitor 13 became 0 V after 0.1 second. Since the time change of the voltage of the smoothing capacitor 13 at the time of discharge changes substantially linearly, the reduction rate, which is the time change of the voltage, is 5000 V / sec at the maximum. Since the capacitance of the coupling capacitor 20 is 1000 picofarads, a maximum current of 5 microamperes flows through the amplifier 21. This value is lower than the current limit value of the amplifier 21. Further, when charging the smoothing capacitor 13, the charging current is limited by the constant current diode 15 so that the current value does not exceed a certain value (in this embodiment, 0.5 milliampere). The time change of the voltage across the two terminals (26 in FIG. 2) is also limited so as to increase at a substantially constant rate of increase.

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。 In this embodiment, CdTe is used as the semiconductor member, but CdZnTe, GaAs, TlBr, HgI2, or the like may be used.

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。 It is also conceivable to use a general charge / discharge circuit 83 (see FIG. 7) composed of a capacitor 13 and resistors 75 and 76 as a bias application circuit installed to eliminate the polarization. The interruption time of γ-ray measurement when such a general charge / discharge circuit 83 is used is obtained and compared with the interruption time when the bias application circuit 106a of this embodiment is used.

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。 As shown in FIG. 7, the charge / discharge circuit 83 includes a power supply 11, a protective resistor 72, a smoothing capacitor 13, resistors 75 and 76, a photo MOS relay 17, and a switch control device 78. The power source 11 is connected to the semiconductor detector 14 via resistors 75 and 76. The photo MOS relay 17 </ b> A and the resistor 55 smoothing capacitor 13 are connected to the semiconductor detector 14. The switch control device 78 is connected to the photo mos relay 17 and controls opening and closing of the photo mos relay 17. Since the operation of the switch control device 78 is the same as that already described, the description thereof is omitted.

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。 The time change of the voltage applied to the semiconductor detector 14 when a bias voltage is applied to the semiconductor detector 14 using the charge / discharge circuit 83 will be described with reference to FIG. The capacitance of the smoothing capacitor 13 is 0.1 microfarad, the resistance value of the resistor 76 is 1 megohm, the capacitance of the coupling capacitor 20 is 1000 picofarad, and the limiting current value of the amplifier 21 is 10 microamperes. The combined resistance value of the resistor 72 and the resistor 75 was set to 1 megaohm. When the photoMOS relay 17 is in the open state, the smoothing capacitor 13 is charged through the resistors 72 and 75, and when it is in the closed state, the accumulated charge flows to the ground potential through the resistor 76 and is smoothed. The capacitor 13 is discharged. The maximum value of the time change of the voltage drop during discharging of the smoothing capacitor 13 was 5000 V / second. However, since the amount of charge stored in the smoothing capacitor 13 decreases with time, the time change 85 of the voltage of the smoothing capacitor 13 gradually decreases. Therefore, it took 0.62 seconds from the start of discharge until the voltage of the smoothing capacitor 13 became 1 V or less. After securing the reset time 87 for 0.2 seconds, the photo MOS relay 17 is opened and charging of the smoothing capacitor 13 is started. It took 0.46 seconds from the start of charging until the voltage of the smoothing capacitor 13 reached 495V. From the above, the measurement interruption time 86 reaches 1.28 seconds, which is twice or more longer than the interruption time 0.5 seconds when the bias application circuit 106a is used.

本施例によれば、以下に示す効果を得ることができる。 According to this example, the following effects can be obtained.

（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。 (1) In this embodiment, since the interruption time of measurement that occurs at the time of eliminating the polarization can be shortened, when examining the heart and blood vessels, the time series of γ rays emitted from the examinee It becomes possible to know the local myocardial blood flow more accurately from the data. As a result, the image quality of the myocardial blood flow image is improved, and the early diagnosis of coronary atherosclerosis, the functional severity of the coronary artery lesion, and the therapeutic effect can be determined more accurately. Further, when diagnosing an affected area of cancer, the time for examining the subject can be shortened, so that the burden on the subject can be reduced and the number of subjects that can be examined per day can be increased.

（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。 (2) In this embodiment, a bias voltage of 1 V or less is applied to the semiconductor detector 14 to facilitate recombination of electrons and holes polarized by the semiconductor member of the semiconductor detector 14. Thereby, the polarization can be eliminated and the energy resolution, the detection efficiency, and the photoelectric conversion ratio can be recovered.

（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。 (3) In this embodiment, the smoothing capacitor 13 is used when a bias voltage is applied to the semiconductor detector 14. Since the noise can be removed by using the smoothing capacitor 13, energy resolution and time resolution can be improved.

（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。 (4) In this embodiment, the switch for switching the circuit when charging or discharging the smoothing capacitor 13 uses the photo moss relay 17. The photo moss relay 17 has a high withstand voltage and can suppress a leakage current low. In addition to the photo moss relay, a photo relay or a photo coupler may be used.

（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。 (5) In the present embodiment, the charging current to the smoothing capacitor 13 flows through the constant current diode 15, and the discharging current from the smoothing capacitor 13 flows through the constant current diode 16. By installing the constant current diodes 15 and 16 in the bias application circuit, the time change of the voltage of the smoothing capacitor 13 at the time of discharging and charging can be limited, so that an excessive current can be prevented from flowing to the amplifier 21. Damage can be prevented.

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。 Below, the PET apparatus which is another Example of this invention is demonstrated using FIG.3 and FIG.4.

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。 The PET apparatus 90A of this embodiment has a structure in which the bias application circuit 106a is replaced with the bias application circuit 106b in the PET apparatus 90 of the first embodiment.

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。 The bias application circuit 106b will be described with reference to FIG. The bias application circuit 106b replaces the constant current diode 15 of the bias application circuit 106a of the first embodiment with the MOS-FET 35 and the variable resistor 37, and further replaces the constant current diode 16 with the MOS-FET 36 and the variable resistor 38. Has a structure. In the power supply 11, the protective resistor 12, the MOS-FET 35, the variable resistor 37, the variable resistor 38, and the MOS-FET 36 are connected by wiring in this order. The drain of the MOS-FET 36 is connected to the power supply 11 via the protective resistor 12 by wiring. The variable resistor 37 is connected to the source of the MOS-FET 36 by wiring. The drain of the MOS-FET 36 is connected to one electrode of the semiconductor detector 14 by wiring. One terminal of the smoothing capacitor 13 is MOS-
The FET 36 is connected to the wiring connecting the drain of the FET 36 and the electrode of the semiconductor detector 14. The variable resistor 38 is connected to the source of the MOS-FET 36 by wiring. The gate of the MOS-FET 35 and the gate of the MOS-FET 36 are connected to a wiring that connects the variable resistor 37 and the variable resistor 28. One terminal of the photo moss relay 17 is connected to a wiring connecting the variable resistor 37 and the variable resistor 38. The switch control device 18 is connected to the photo MOS relay 17 and controls opening and closing of the photo MOS relay 17. The terminals of the smoothing capacitor 13 and the photo MOS relay 17 are connected to the ground line.

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。 Since the control method for eliminating the polarization in the present embodiment and the operation of the switch control device 18 are the same as those in the first embodiment, the description thereof is omitted.

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。 The time change of the voltage applied to the semiconductor detector 14 when a bias voltage is applied to the semiconductor detector 14 using the bias voltage circuit 106b will be described with reference to FIG. The capacitance of the smoothing capacitor 13, the capacitance of the coupling capacitor 20, and the limit current value of the amplifier 21 are the same as in the embodiment shown in FIG. The limiting current value of the MOS-FET 35 and the MOS-FET 38 is 1.0 milliampere. Here, by adjusting the resistance value of the variable resistor 37, it is possible to adjust the rate of decrease, which is the time change (45 in FIG. 4) of the voltage when discharging the smoothing capacitor 13, and the resistance value of the variable resistor 38 is adjusted. By doing so, it is possible to adjust the rate of increase, which is the time change (48 in FIG. 4) of the voltage when charging the smoothing capacitor 13. When the photoMOS relay 17 is closed, the smoothing capacitor 13 is charged via the MOS-FET 35 and the variable resistor 37, and the bias voltage applied to the semiconductor detector 14 is 500V. When the photo MOS relay 17 is closed, the electric charge accumulated in the smoothing capacitor 13 flows to the ground potential via the MOS-FET 36 and the variable resistor 38, and after 0.05 seconds, the voltage of the smoothing capacitor 13 becomes 1V or less. It was. That is, the voltage applied to the semiconductor detector 14 becomes 1V or less after 0.05 seconds after the photoMOS relay 17 is closed. Here, after a lapse of 0.3 seconds of the reset time (46 in FIG. 4), the photo MOS relay 17 is opened and charging of the smoothing capacitor 13 is started. It took 0.1 second from the start of charging until the voltage of the smoothing capacitor 13 reached 495V. As a result, the measurement interruption time (49 in FIG. 4) was reduced to 0.4 seconds. Thereafter, a bias voltage of 500 V is applied to the semiconductor detector 14 for 3 minutes to measure γ rays, and then the photo MOS relay 17 is opened to start discharging the smoothing capacitor 13. Thereafter, the operation of the above-described embodiment is repeated.

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。 As described above, by using the bias application circuit 106b of the present embodiment, it was possible to reduce the measurement interruption time that occurs when the polarization is eliminated.

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。 In this embodiment, the maximum current value that flows through the amplifier 21 when the smoothing capacitor 13 is charged or discharged is 10 microamperes. This current value is a value equal to or less than the limit current value of the amplifier 21. That is, in this embodiment, the resistance values of the resistors 37 and 38 can be arbitrarily changed, and the time change of the voltage of the smoothing capacitor 13 can be adjusted. Therefore, the time change of the voltage within a range in which the amplifier 21 is not damaged. Measurement interruption time can be shortened.

本施例も実施例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。 This example can also obtain the effects (1) to (4) produced in Example 1, and can also obtain the following effects.

（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。 (6) In this embodiment, the charging current to the smoothing capacitor 13 flows through the MOS-FET 35 and the variable resistor 37, and the discharging current of the smoothing capacitor 13 flows through the MOS-FET 36 and the variable resistor 38. . By installing the MOS-FETs 35 and 36 and the variable resistors 37 and 38 in the bias application circuit 106b, the time change of the voltage of the smoothing capacitor 13 at the time of discharging and charging can be limited, so that an excessive current flows to the amplifier 21. This can prevent the amplifier 21 from being damaged.

（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。 (7) In this embodiment, the MOS-FET 35 and the variable resistor 37 are used in place of the constant current diode 15 of the first embodiment, and the MOS-FET 36 and the variable resistor 38 are used in place of the constant current diode 16. By combining the MOS-FET and the variable resistor, the withstand voltage becomes higher than that of the constant current diode, and the number to be installed in the bias application circuit may be small. For example, when a bias voltage of 500 V is applied to the semiconductor detector 14, five or more constant current diodes 15 for charging and five or more constant current diodes 16 for discharging are installed, and a total of ten or more constant current diodes are installed. Must. Using MOS-FET and variable resistor,
The MOS-FET 35 and the variable resistor 37, and the MOS-FET 36 and the variable resistor 38 can withstand a voltage of 500V. For this reason, the circuit is simplified. In this embodiment, the variable resistors 36 and 37 are used. However, a resistance value may be determined in advance and a corresponding resistor may be installed.

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。 Below, the PET apparatus which is another Example of this invention is demonstrated using FIG.5 and FIG.6.

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。 The PET apparatus 90B of this embodiment has a structure in which the bias application circuit 106a is replaced with the bias application circuit 106c in the PET apparatus of the first embodiment.

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。 The bias application circuit 106c will be described with reference to the drawings. The bias application circuit 106c includes a power supply 11, a protective resistor 12, a smoothing capacitor 13, a resistor 55, a resistor 56, a photo mos relay 17, a photo mos relay 17A, and a switch control device 18A. The power supply 11 is connected to the semiconductor detector 14 by wiring through the resistor 12 and the resistor 56. The smoothing capacitor 13 is connected to the wiring connecting the resistors 55 and 56 and the electrodes of the semiconductor detector 14. One terminal of the photo moss relay 17 is connected to a wiring connecting the resistor 12, the resistor 56, and the photo mos relay 17A. The photo MOS relay 17A and the resistor 55 are connected in series, and these are connected in parallel with the resistor 56. The switch control device 18A is connected to the photoMOS relays 17 and 17A and controls the opening and closing of the photoMOS relays 17 and 17A. When the photo MOS relay 17A is opened, the resistor 55 is disconnected from the parallel connection with the resistor 56, and when the photo MOS relay 17A is closed, the resistor 55 is connected to the resistor 56 in parallel. The terminals of the smoothing capacitor 13 and the photo moss relay 17 are connected to a ground line.

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。 The control method for eliminating the polarization of the present embodiment and the operation of the switch control device 18 are substantially the same as those of the first embodiment. Similarly to the case where the command signal of “open (off)” and “close (on)” is transmitted to the photo mos relay 17, the switch control device 18 also has another memory (not shown) for the photo mos relay 17A. ) Command signals of “open (off)” and “close (on)” are also transmitted based on the time information stored in ().

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。 The time change of the voltage applied to the semiconductor detector 14 when a bias voltage is applied to the semiconductor detector 14 using the bias application circuit 106c will be described with reference to FIG. The capacitance of the smoothing capacitor 13, the capacitance of the coupling capacitor 20, and the limit current value of the amplifier 21 are the same values as in the first embodiment shown in FIG. The resistance value of the resistor 12 is 100 kilo ohms, the resistance value of the resistor 55 is 600 kilo ohms, and the resistance value of the resistor 56 is 1 mega ohm. First, when the radiation detector 14 is measuring γ-rays, the photo moss relay 17 is in an open state and the photo moss relay 17A is in a closed state. That is, since the resistor 55 is connected to the power source 11 and the smoothing capacitor 13, the charging current flows from the power source 11 to the smoothing capacitor 13 through the resistor 55 and the resistor 56. When the voltage of the smoothing capacitor 13 is 500V, the corresponding bias voltage applied to the semiconductor detector 14 is also 500V. Next, the photo moss relay 17 is closed and the photo moss relay 17A is opened. By opening the photo MOS relay 17A, the resistor 55 is disconnected from the smoothing capacitor 13, and the electric charge accumulated in the smoothing capacitor 13 flows to the ground potential via the resistor 56 and the photo MOS relay 17. . The photo moss relay 17A is closed with the photo moss relay 17 being closed 0.1 seconds after the photo moss relay 17 is closed (time 63 in FIG. 6). Then, the resistor 55 is connected to the smoothing capacitor 13 and the photo MOS relay 17, and the discharge current flows to the ground potential via both the resistor 55 and the resistor 56 from the smoothing capacitor 13. By connecting the resistor 55, the discharge current increases, and accordingly, the voltage decrease rate (66 in FIG. 6), which is the time change of the voltage of the smoothing capacitor 13, also increases. The voltage of the smoothing capacitor 13 became 1 V or less 0.3 seconds after the discharge of the smoothing capacitor 13 was started. That is, it took 0.3 seconds for the voltage applied to the semiconductor detector 14 to go from 500V to 1V or less. Thereafter, when 0.3 second of the reset time (70 in FIG. 6) has elapsed, the photoMOS relay 17 and the photoMOS relay 17A are opened, and charging of the smoothing capacitor 13 is started. The charging current flows to the smoothing capacitor 13 through the resistor 56. The photo moss relay 17A is closed while the photo moss relay 17 is open 0.1 seconds after the start of charging (64 in FIG. 6). Then, since the resistor 55 is connected to the power source 51 and the smoothing capacitor 13, the charging current flows to the smoothing capacitor 13 through the parallel circuit of the resistor 55 and the resistor 56. As in the case of discharging, connecting the resistor 55 increases the rate of increase of the voltage, which is the time change of the voltage of the smoothing capacitor 13 (67 in FIG. 6). The voltage of the smoothing capacitor 13 became 495 V or more 0.27 seconds after the discharge of the smoothing capacitor 13 was started. In this embodiment, the measurement interruption time (70 in FIG. 6) was shortened to 0.87 seconds. Thereafter, a bias voltage of 500 V is applied to the semiconductor detector 14 for 3 minutes to measure γ rays, and then the photoMOS relay 17 is closed and the photoMOS relay 17A is opened to start discharging the smoothing capacitor 13. Thereafter, the operation of the present embodiment described above is repeated.

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。 As described above, by using the bias application circuit 106c of the present embodiment, it was possible to shorten the measurement interruption time that occurs when the polarization is eliminated.

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。 In the case of this example, when the smoothing capacitor 13 was discharged, the maximum value of the time change of the voltage of the smoothing capacitor 13 was 5000 V / sec. Since the capacitance of the coupling capacitor 20 is 1000 picofarads, the maximum value of the current flowing through the amplifier 62 is 5 microamperes. Further, when the smoothing capacitor 13 was discharged, the maximum value of the time change of the voltage of the smoothing capacitor 13 was 4600 V / sec. Therefore, the maximum value of the current flowing through the amplifier 62 was 4.6 microamperes. As described above, the current flowing through the amplifier 62 is sufficiently smaller than the limit current value of the amplifier 62.

本施例も実施例１で生じた効果（１）〜（４）を得ることができる。 Also in this example, the effects (1) to (4) produced in Example 1 can be obtained.

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。 Below, the PET apparatus which is another Example of this invention is demonstrated using FIG.1 and FIG.11.
In this embodiment, a PET apparatus 90C (not shown) is provided with a general control device 95 and an input device 96, and has a bias application circuit 106a. The PET device 90 </ b> C has a charge / discharge control device including a photo MOS relay 17 and a switch control device 18.

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。 In the present embodiment, a case where the examination target range of the examinee is wide and the entire examination target range cannot be imaged at once (for example, a whole body cancer examination) will be described as an example.

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。 When it is not possible to image all the inspection target ranges at once, it is necessary to divide the inspection target range into several times by moving the bed 94 and to perform imaging. One area after the division of the inspection target range is referred to as a division target range. Information on the examination target range of the examinee and the number of divisions of the target range input by an operator (for example, a radiographer) from the input device 96 is stored in the memory of the overall control device 95. In addition, an inspection time (hereinafter referred to as a first time) in one division target range is also input from the input device 96 and stored in the memory. For example, when the examination target range is 90 cm in the whole body cancer test, the number of movements of the bed 94 after the start of the PET examination is 9, that is, the division number of the target range is 10, and the examination time in the division target range is 2 It takes about 3 minutes. The time from when the switch control device 18 closes the photo MOS relay 17 and the bias application voltage starts to drop from 500 V to when the photo MOS relay 17 is opened is referred to as a second time. This second time is stored in the memory of the switch control device 18.

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検査が繰り返される。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。 When starting the PET inspection, the input device 96 outputs an inspection start signal to the overall control device 95 by the operation of the operator. When the examination start signal is input, the overall control device 95 outputs a bed movement start signal by using information on the examination target range of the examinee to control a bed driving device (not shown), and the bed 94. The bed 94 is moved so that the first division target range within the inspection target range of the upper examinee enters the imaging device 91. When the division target range enters the imaging device 91, the movement of the bed 94 is stopped. In this state, the PET inspection is started. When the first time has elapsed after the start of the inspection, the overall control device 95 outputs a bed movement start signal to the bed driving device so that the next division target range is within the imaging device 91 as described above, and the bed 94. Move. This bed movement start signal is input to the switch control device 18. The switch control device 18 closes the photo moss relay 17 based on the bed movement start signal. As a result, as shown in FIG. 2, the bias voltage applied to the semiconductor detector 14 is reduced to 1 V or less. The switch control device 18 opens the photo MOS relay 17 when the second time stored in the memory of the switch control device 18 elapses after the photo MOS relay 17 is closed. As a result, the bias voltage is restored to 500 V as shown in FIG. The second time is 0.5 seconds, which is shorter than the few seconds required to move the bed 94. For this reason, the polarization of the semiconductor detector 14 can be eliminated while the bed 94 is moving. After the movement of the bed 94 is stopped, a PET inspection is performed on the second division target range. Thereafter, the PET inspection is repeated for the same number of divisions. The charge / discharge control device controls the charge / discharge of the smoothing capacitor 13 in synchronization with the movement of the bed 94.

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。 In this example, the effects (2) to (5) produced in Example 1 can be obtained, and the following effects can also be obtained.

（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。 (8) In this embodiment, the reset voltage for eliminating the polarization is applied in accordance with the timing when the imaging is not performed, so that the measurement interruption time is eliminated while imaging one person to be examined. Therefore, the examination time is shortened, the burden on the examinee can be reduced, and the number of examinees that can be inspected in one day can be increased.

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。 In this embodiment, the PET apparatus 90C having the structure of the bias application circuit 106a has been described. The bias application circuit 106b according to the second embodiment and the bias application circuit 106c according to the third embodiment can be applied to the PET apparatus 90C. When the bias application circuit 106b is used, the effect (8) and the effects (2) to (4) generated in the first embodiment can be obtained. Further, when the bias application circuit 106c is used, the effect (8) and the effects (2) to (4) generated in the first embodiment can be obtained.

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。 Each embodiment described above can be applied to a SPECT apparatus.

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。1 is a circuit diagram including a bias application circuit of a PET apparatus according to a preferred embodiment of the present invention. 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。It is a graph which shows the time change of the voltage applied to the semiconductor detector of FIG. 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。It is a circuit diagram containing the bias application circuit of the PET apparatus which is another Example of this invention. 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。It is a graph which shows the time change of the voltage applied to the semiconductor detector of FIG. 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。It is a circuit diagram containing the bias application circuit of the PET apparatus which is another Example of this invention. 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。It is a graph which shows the time change of the voltage applied to the semiconductor detector of FIG. 従来例のバイアス印加回路を含む回路図である。It is a circuit diagram containing the bias application circuit of a prior art example. 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。It is a graph which shows the time change of the voltage applied to the semiconductor detector of FIG. 本発明の好適な一実施例であるＰＥＴ装置の構成図である。1 is a configuration diagram of a PET apparatus according to a preferred embodiment of the present invention. 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。It is a block diagram which shows the coupling substrate installed in the camera shown in FIG. 本発明の好適な一実施例であるＰＥＴ装置の構成図である。1 is a configuration diagram of a PET apparatus according to a preferred embodiment of the present invention.

Explanation of symbols

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。
DESCRIPTION OF SYMBOLS 11 ... Power supply, 12, 72 ... Protection resistor, 13 ... Smoothing capacitor, 14 ... Semiconductor radiation detector, 15, 16 ... Constant current diode, 17, 17A ... Photo MOS relay, 18, 18A43, 78 ... Switch control apparatus, DESCRIPTION OF SYMBOLS 19 ... Breeder resistor, 20 ... Coupling capacitor, 21 ... Amplifier, 35, 36 ... MOS-FET, 37, 38 ... Variable resistor, 55, 56, 75 ... Resistor, 90, 90A, 90B, 90C ... PET apparatus 91 ... Camera (imaging device), 92 ... Data processing device (data storage device), 94 ... Bed, 100 ... Coupling substrate, 102 ... Semiconductor radiation detector, 103 ... Condenser, 104 ... Analog ASIC, 105 ... Digital ASIC, 106a, 106b, 106c... Bias application circuit.

Claims

A bed that supports the subject;
A semiconductor radiation detector for detecting radiation from the subject,
In the nuclear medicine diagnostic apparatus that moves the bed intermittently and detects the radiation,
A capacitor for applying a voltage to the detector;
A device for charging and discharging the capacitor in synchronization with the intermittent movement of the bed,
The device for performing the charge / discharge is
A first constant current device for passing a charging current to the capacitor;
A second constant current device for passing a discharge current from the capacitor;
A nuclear medicine diagnostic apparatus comprising an opening / closing device connected to a wiring connecting the first constant current device and the second constant current device.

The first constant current device includes a first constant current diode connected in a forward direction with respect to a charging current;
The second constant current device includes a second constant current diode connected in a forward direction with respect to a discharge current,
The nuclear medicine diagnosis apparatus according to claim 1, wherein a switching device is connected to a wiring connecting the first constant current diode and the second constant current diode.

The first constant current device includes a first MOS-FET and a first resistor connected to a source of the MOS-FET,
The second constant current device includes a second MOS-FET and a second resistor connected to the source of the MOS-FET,
The nuclear medicine diagnosis apparatus according to claim 1, wherein a switchgear is connected to a wiring connecting the first resistor and the second resistor.

A bed that supports the subject;
A semiconductor radiation detector for detecting radiation from the subject,
In the nuclear medicine diagnostic apparatus that moves the bed intermittently and detects the radiation,
A capacitor for applying a voltage to the detector;
A device for charging and discharging the capacitor in synchronization with the intermittent movement of the bed,
The device for performing the charge / discharge is
A first resistor through which charging and discharging currents of the capacitor pass;
A second resistor connected in parallel to the first resistor when charging and discharging the capacitor;
A first switchgear connected in series to the second resistor;
A nuclear medicine diagnosis apparatus having a second switchgear connected to a wiring connecting the first resistor and the first switchgear.

The nuclear medicine diagnosis apparatus according to any one of claims 1 to 4, wherein the semiconductor crystal member of the semiconductor radiation detector is CdTe.

The nuclear medicine diagnosis apparatus according to any one of claims 1 to 5, wherein the switchgear is a photo moss relay.

The second resistor is:
The nuclear medicine diagnosis according to any one of claims 4 to 6, which is connected in parallel to the first resistor in a second half of a charging time for charging the capacitor and a second half of a discharging time for discharging the capacitor. apparatus.