JP4594855B2 - 核医学診断装置及び放射線カメラ並びに核医学診断装置における放射線検出方法 - Google Patents

Description

本発明は、検出した放射線に基づいて撮像を行う核医学診断装置及び放射線カメラ並びに核医学診断装置における放射線検出方法に関する。

従来、核医学診断装置には、被検者に投与した放射性物質から放射されるγ線などの放射線を検出するための半導体放射線検出器が使用されている。このような半導体放射線検出器の素子として、特許文献１に記載のように臭化第一タリウム（ＴｌＢｒ）の使用が考えられた。

ところが、高純度な臭化第一タリウムの単結晶からなる半導体放射線検出素子は、γ線などの放射線が入射した際のエネルギ分解能が極めて悪いことが分かった。例えば、放射線原としてセシウム１３７（¹³⁷Ｃｓ）を使用した場合における検出信号のパルスの波高値のスペクトルがブロードになり、検出すべき単一エネルギの６６２ｋｅＶ位置の第１のピークと、この第１のピークに隣接する５８９ｋｅＶの第２のピークとが明確に現われない。つまり、高純度な臭化第一タリウムの単結晶からなる半導体放射線検出素子は、エネルギの分解能が悪くて検出精度の面から実用に堪えないという問題が存在することが判明した。

この問題を解決するために、３価のタリウムを０．１〜２０．０％含む臭化第一タリウムの単結晶の両面を第１電極と第２電極とで挟んだ構成の半導体放射線検出器が実現された。これによって、臭化第一タリウムの単結晶の抵抗率が向上する（つまり、単結晶の単位体積当りの抵抗値が低下する）ので、半導体放射線検出器に高い電圧を印加することができ、かつ単結晶の格子欠陥も減少する。そして、半導体放射線検出器のエネルギ分解能及び感度を向上させることができるので、結果的に半導体放射線検出器の検出精度を向上させることが可能となった（特許文献１参照）。
特開２００５−２２３００９号公報（段落００２５から段落００３０）

しかしながら、このような臭化第一タリウムを用いた半導体放射線検出器では、放射線源がセシウム１３７の場合に限らず、全ての単一エネルギの放射線の入射に対して、検出すべき単一エネルギ位置の第１のピークと、この第１のピークより７３ｋｅＶから８３ｋｅＶ低いエネルギの第２のピークが隣接して現われる。このような現象は核医学診断装置の撮像性能を著しく劣化させる。
つまり、検出信号の波高分析の結果、第１のピークのエネルギ位置に隣接して、低い側に第２のピークが現われることによって、両方のピークを本来の単一エネルギ放射線の検出信号とすると、散乱成分も計数してしまう結果となり、撮像画像が不鮮明で、検査精度の低下を招くことになる。また、第１のピーク位置の検出信号だけを本来の単一エネルギ放射線の検出信号とすると、撮像感度が小さくなり、結果的に鮮明な撮像画像を得るのに時間を要することになる。

本発明は、以上のような問題点に鑑みてなされたものであり、放射線の検出特性に優れ、撮像性能の良好な核医学診断装置を提供することを目的とする。

前記課題を解決するため、本発明では、複数の半導体放射線検出器を用いて被検者の体内から放射される放射線または前記被検者の体を透過した放射線を検出し、該放射線の検出信号に基づいて前記被検者の撮像画像を得る核医学診断装置であって、前記放射線の検出信号を補正する補正手段を備え、該補正手段は、前記複数の半導体放射線検出器のうち、第１の半導体放射線検出器にエネルギＥ０の入射放射線が入射して検出放射線エネルギＥ１を検出するとともに、前記第１の半導体放射線検出器に隣接する第２の半導体放射線検出器において検出放射線エネルギＥ２を検出したとき、前記第２の半導体放射線検出器において検出された前記検出放射線エネルギＥ２が、特性Ｘ線のエネルギＥＸと等しいか否かを判定し、更に、前記検出放射線エネルギＥ１が、前記入射放射線のエネルギＥ０と、前記特性Ｘ線のエネルギＥＸとの差に等しいか否かを判定し、その判定結果に基づいて前記第１の半導体放射線検出器の検出信号の補正を行うか否かを決定することを特徴とする。

補正手段は、例えば二次元または三次元に配列されたアレイ状の半導体放射線検出器のうち、第１の半導体放射線検出器によって検出された検出放射線エネルギＥ１と、隣接する第２の半導体放射線検出器によってほぼ同時刻に検出された所定のエネルギの特性Ｘ線
エネルギＥＸとの総和が、入射放射線エネルギＥ０と一致する場合は、第１の半導体放射線検出器の信号検出場所に、エネルギＥ０の入射放射線を検出したとして補正して計数でき、入射放射線が特性Ｘ線を発生させてより低い検出放射線エネルギＥ１を示した場合も正規の入射放射線の検出と判定できる。

本発明によれば、入射放射線が特性Ｘ線を発生させるような半導体放射線検出器の場合も、半導体放射線検出器の入射放射線に対する検出特性を優れたものにでき、撮像性能の良好な核医学診断装置を提供することができる。

以下に、本発明の実施の形態に係る核医学診断装置について説明する。

《第１の実施形態》
本発明における核医学診断装置の第１の実施形態について図１から図９を参照しながら説明する。本実施形態は、半導体放射線検出器を使用した核医学診断装置としてのγカメラ撮像システムである。
図１に示すようにγカメラ撮像システム１は、被検者Ｐに投与した放射性薬剤から放出されるγ線を検出して撮像画像を得るものである。撮像には、単一エネルギ（Ｅ０）のγ線４１を放出する放射性核種を含む放射性薬剤を被検者Ｐに投与し、その薬剤が集中した被検者の患部から放出される単一エネルギのγ線４１を用いる。

（γカメラ撮像システムの構成）
本γカメラ撮像システム１は、主に、カメラ３、データ収集装置５ａ、データ解析装置５ｂ及びモニタ７を備えている。
カメラ３は、被検者の体内から放出されるγ線を検出するものである。カメラ３は、カメラ台４に、図１に示すＸ方向、Ｙ方向に駆動可能に取り付けられている。カメラ３でγ線を検出した際の検出情報はデータ収集装置５ａに送信される。
なお、図１において、カメラ３に対して被検者Ｐが立つ側を前方、逆方向を後方と呼ぶことにする。
データ収集装置５ａは、検出情報のデータを蓄積する装置であり、カメラ３で得られた検出情報のデータを、後記する半導体放射線検出器１３（図３及び図４参照）ごとに処理して、蓄積するものである。データ解析装置５ｂは、データ収集装置５ａに蓄積されたデータを解析して、撮像画像を生成し、モニタ７に表示させものである。

（カメラの構成）
次にγカメラ撮像システム１のカメラ３の構成を、図２を参照しながら説明する。
図２に示すように、カメラ３のγ線４１の入射側には撮像面に沿って鉛の板で構成されたコリメータ１１が設けられている。コリメータ１１には水平方向に穿たれた多数の窓部１１ａが設けられ、後記の半導体放射線検出器１３に入射するγ線に対して良好な指向性を実現している。

コリメータ１１の後方側に窓部１１ａに対応するように個々の半導体放射線検出器１３が、カメラ３の撮像面に沿って検出器コネクタボード１５の上に２次元的にアレイ配列されており、被検者の体内から放出されるγ線４１及び半導体放射線検出器１３内（素子）
で発生した特性Ｘ線の検出信号が出力されるようになっている。
検出器コネクタボード１５の後方には、アナログ集積回路（以下、アナログＡＳＩＣという）２４を実装したＡＳＩＣモジュールボード１８が配されている。半導体放射線検出器１３からのγ線、Ｘ線の検出信号はＡＳＩＣモジュールボード１８の内部配線（図示せず）を介してアナログＡＳＩＣ２４へ送信される。

半導体放射線検出器１３、検出器コネクタボード１５及びアナログＡＳＩＣ２４を実装したＡＳＩＣモジュールボード１８は、遮光シールドケース１２で遮光するように覆われている。
なお、遮光シールドケース１２は、本発明の筐体に対応する。
遮光シールドケース１２の後面には出力コネクタＣ２が設けられ、ＡＳＩＣモジュールボード１８の出力端子からの信号は、出力コネクタＣ２を経由してデータ収集装置５ａに送られるようになっている。

（検出器コネクタボードとＡＳＩＣモジュールボードの構成）
次に、図３を参照して検出器コネクタボード１５とＡＳＩＣモジュールボード１８について詳細に説明する。
検出器コネクタボード１５は、半導体放射線検出器１３を接続するコネクタＣ１と、個々の半導体放射線検出器１３ごとに対応して設けられたコンデンサ２２及び抵抗２３を有している。個々の半導体放射線検出器１３からの検出信号は、コンデンサ２２及び抵抗２３を通って微分信号となり、アナログＡＳＩＣ２４の後記のアナログ検出回路２７の１系統に供給されて所定の信号処理が行われるようになっている。

ＡＳＩＣモジュールボード１８は、主に、アナログＡＳＩＣ２４と、アナログ・デジタル変換器（以下、ＡＤＣという）２５と、デジタル集積回路（以下、デジタルＡＳＩＣという）２６とを備えている。
アナログＡＳＩＣ２４は、半導体放射線検出器１３ごとに出力された検出信号を処理する多数のアナログ検出回路２７を有している。

１系統のアナログ検出回路２７は、ファースト系とスロー系から構成され、半導体放射線検出器１３、コンデンサ２２、及び抵抗２３の１組に対応して１つ設けられている。
ファースト系には、γ線、Ｘ線を検出した時刻を判定するために、タイミング信号を生成するタイミングピックオフ回路２４ａが設けられている。タイミング信号は、直接デジタルＡＳＩＣ２６に入力され、そこで信号処理される。

スロー系は、検出したγ線、Ｘ線の波高値を求めることを目的として、前置増幅器であるチャージアンプ２４ｂ、線形増幅器である極性アンプ２４ｃ、ノイズを除去するために帯域通過処理を行うバンドパスフィルタ（ディスクリミネータ回路）２４ｄ、及び波高値を捉えるピークホールド回路（波高分析回路）２４ｅが、この順序で設けられている。ちなみに、スロー系は、波高値を求めるためにはある程度の処理の時間を要することからスローという名前が付いている。
なお、コンデンサ２２、抵抗２３、アナログＡＳＩＣ２４は本発明の信号処理回路を構成し、特にピークホールド回路２４ｅは本発明の波高分析回路を構成する。

スロー系の出力信号はアナログの波高値である。このアナログの波高値は、ＡＤＣ２５でアナログ信号からデジタル信号に変換されてデジタルＡＳＩＣ２６に入力され、そこで信号処理されるようになっている。
なお、ＡＤＣ２５では、アナログの波高値を８ビット（０〜２５５の２５６通りの数値列）のデジタルの波高値に変換する。例えば、放射性薬剤から放出される単一γ線エネルギが６６２ＫｅＶのとき、それに対応した波高値は、デジタル値２５５に相当する。

デジタルＡＳＩＣ２６は、５００ＭＨｚのクロックを備えており、入力したタイミング信号に基づいてγ線、Ｘ線の検出時刻を決定する。タイミング信号はアナログＡＳＩＣ２４のフアースト系の信号に基づくものであるので、真の検出時刻に近い時刻を検出時刻とすることができる。
なお、この検出時刻の決定は、波形の立ち上がり点でタイミングを決定するＬＥＴ方式や波形が２０％立ち上がった点でタイミングを決定するＣＦＤ方式によって行われる。

ちなみに、タイミング信号を生成するファースト系についていえば、半導体放射線検出器１３の１個１個は、デジタルＡＳＩＣ２６の図示しない１個１個の接続端子（入力端子）と１対１で対応しており、波高値をサンプリングするスロー系についても、半導体放射線検出器１３の１個１個は、デジタルＡＳＩＣ２６の１個１個の図示しない接続端子（入力端子）と１対１で対応している。

このようにして、デジタルＡＳＩＣ２６では、検出信号の波高値と、タイミング信号によって決定した検出時刻と、半導体放射線検出器１３の１個１個を一意に識別する半導体放射線検出器のＩＤとをセットの信号として、詳細に後記するところの漏洩特性Ｘ線による計数落ちの補正処理を行う。以下に、処理の概要を説明する。
半導体放射線検出器１３が、放射線検出信号として入射γ線エネルギ（Ｅ０）に相当する検出信号を出力したとき、その半導体放射線検検出器１３において、エネルギ（Ｅ０）の入射γ線を検出したと判定する。

さらに、ある半導体検出器１３が、検出信号として入射γ線エネルギ（Ｅ０）より所定のエネルギ、つまり特性Ｘ線に起因する特性Ｘ線エネルギ（ＥＸ）分だけ小さいエネルギ
（Ｅ０−ＥＸ）の放射線を検出した検出信号（第１の検出信号）を出力したとする。同時刻に、第１の検出信号を出力した半導体放射線検出器１３に隣接する半導体放射線検出器１３から第２の検出信号が出力され、その検出信号が特性Ｘ線エネルギ（ＥＸ）に相当す
る場合、第１の検出信号を出力した半導体放射線検出器１３においてエネルギ（Ｅ０）の入射γ線が検出されたと判定する。

第１の検出信号と第２の検出信号が前記条件に合わない場合は、第１の検出信号は散乱成分であり、エネルギ（Ｅ０）の入射γ線が検出されたと判定しない。
なお、デジタルＡＳＩＣ２６は、ＡＤＣ２５に対して、ＡＤＣ２５が出力するデジタル化した波高値の出力タイミング等を指示する機能を有している。

（半導体放射線検出器の構成）
次に、図４を参照して半導体放射線検出器１３の構成を説明する。
半導体放射線検出器１３は、前記特許文献１に記載された臭化第一タリウムに臭素を富化する工程を経て得られる臭化第一タリウムの臭素富化物の単結晶（以下、臭素富化物の単結晶という）を用いた半導体放射線検出素子２１１と、その両側にそれぞれアノード電極Ａとカソード電極Ｃとを配置した構成である。

図４の半導体放射線検出素子２１１は、臭素富化物の単結晶を所定の格子面に沿ってスライスしたものであり、その形状は断面がほぼ正方形をした四角棒体である。本実施形態では半導体放射線検出素子２１１の断面の一辺が１．０ｍｍ程度に設定されている。また、この臭素富化物の単結晶には３価のタリウムが含まれている。この３価のタリウムは、周知のとおり、臭化第一タリウムに臭素を接触させることによって生成されるものであり、臭化第３タリウムの他、六配位及び四配位のブロモタリウム（ＩＩＩ）錯基のタリウム（Ｉ）塩の形態で単結晶に含まれているものと考えられる。この３価のタリウムを含むものの具体例としては、例えば、ＴｌＢｒ₃、３ＴｌＢｒ・ＴｌＢｒ₃、Ｔｌ₃［ＴｌＢｒ₆］、ＴｌＢｒ・ＴｌＢｒ₃、Ｔｌ［ＴｌＢｒ₄］等が挙げられる。

カソード電極Ｃ及びアノード電極Ａには、例えば、３００Ｖないし８００Ｖ程度の直流電源Ｖによって、γ線を受けて半導体放射線検出素子２１１が生成した電荷を収集するための電荷収集用の電圧が印加されるようになっている。このカソード電極Ｃ及びアノード電極Ａには、例えば、Ｐｔ（白金）、Ａｕ（金）、Ｉｎ（インジウム）等の高導電性膜が使用されている。

（γカメラ撮像システムの動作の説明）
次に、本γカメラ撮像システム１の動作について図４から図９（適宜図１、図２を参照）を参照しながら説明する。

（半導体放射線検出器の作用）
まず、半導体放射線検出器１３にγ線またはＸ線が入射したときの半導体放射線検出器１３の応答を説明する。
図４に示すように、γ線またはＸ線が半導体放射線検出素子２１１に入射すると、γ線またはＸ線と相互作用を及ぼし合うことによって、図中に（＋）と（−）で模式的に示している正孔（hole）と電子（electron）の対を生成する。このとき正孔（＋）と電子（−）は、それぞれγ線またはＸ線が持つエネルギに比例した量で対になって生成される。一方で、アノード電極Ａとカソード電極Ｃとの間には、３００Ｖないし８００Ｖ程度の直流電源Ｖによって電荷収集用の電圧が印加されているため、正孔はカソード電極Ｃに引き寄せられて移動し、電子はアノード電極Ａに引き寄せられて移動する。

しかし、本実施形態の特徴である臭素富化物の単結晶を用いた半導体放射線検出素子２１１に単一エネルギのγ線が入射したとき、入射エネルギに対して７３ｋｅＶから８３ｋｅＶ低いエネルギのγ線が検出される。この現象は臭化タリウムにγ線が入射したときに生じる特性Ｘ線の放出に係わるものである。
図５は、アノード電極Ａ、カソード電極Ｃを省略し、半導体放射線検出素子２１１のみを示しているが、１個の半導体放射線検出器１３を表現したものである。

半導体放射線検出素子２１１に単一エネルギ（Ｅ０）のγ線４１が入射し、そのエネルギ（Ｅ０）が半導体放射線検出素子２１１の素子内部６１で吸収される。以下、このエネルギ（Ｅ０）を入射放射線エネルギ（Ｅ０）という。
このとき、入射放射線エネルギ（Ｅ０）の一部は特性Ｘ線６２のエネルギ（ＥＸ）とし
て再放出される。以下、特性Ｘ線６２のエネルギ（ＥＸ）を特性Ｘ線エネルギ（ＥＸ）と
いう。図５の（ａ）に示すように、γ線４１がある半導体放射線検出素子２１１に入射して、特性Ｘ線６２を発生させ、その特性Ｘ線６２がそのまま同じ半導体放射線検出素子２１１内で完全に吸収された場合は、半導体放射線検出素子２１１の検出信号は入射放射線エネルギ（Ｅ０）に相当する波高値の信号となり、検出精度に何の問題も発生しない。

一方、図５の（ｂ）に示すように、γ線４１がある半導体放射線検出素子２１１ａ（第１の半導体放射線検出器に相当）に入射し、半導体放射線検出素子２１１ａの表面近傍６４で吸収される場合は、発生した特性Ｘ線６５が、隣接する半導体放射線検出素子２１１ｂ（第２の半導体放射線検出器に相当）に入射することになる。つまり、このケースでは半導体放射線検出素子２１１ａの検出信号の波高値の示すエネルギ（Ｅ１）［検出放射線エネルギ（Ｅ１）］は、入射放射線エネルギ（Ｅ０）より特性Ｘ線エネルギ（ＥＸ）分だけ低い値になる。つまり、Ｅ１＝（Ｅ０−ＥＸ）になる。例えば、入射放射線エネルギ（Ｅ０）が６６２ｋｅＶで特性Ｘ線エネルギ（ＥＸ）が７３ｋｅＶの場合は、半導体放射線検出素子２１１ａの検出放射線エネルギ（Ｅ１）は、５８９（＝６６２−７３）ｋｅＶとなる。

図５の（ｂ）の場合、同一タイミングに、半導体放射線検出素子２１１ａに隣り合う半導体放射線検出素子２１１ｂでは特性Ｘ線６５による特性Ｘ線エネルギ（ＥＸ）に相当す
る波高値の検出信号が出力されることになる。このような現象は、臭素富化物の単結晶を用いた半導体放射線検出器１３に単一エネルギのγ線が入射したとき、入射放射線エネルギ（Ｅ０）より７３ｋｅＶから８３ｋｅＶ低いエネルギとして検出される要因となる。
特性Ｘ線エネルギ（ＥＸ）が７３ｋｅＶまたは８３ｋｅＶかの差異は、入射γ線４１が
タリウム原子のＫ殻、Ｌ殻のいずれの電子をはじき出すかによって決まる。例えば、特性Ｘ線がＫ殻で発生する場合は、特性Ｘ線エネルギ（ＥＸ）は７２．８７２ｋｅＶ（約７３
ｋｅｖ）、特性Ｘ線がＬ殻で発生する場合は、特性Ｘ線エネルギ（ＥＸ）は８２．５７６
ｋｅＶ（約８３ｋｅＶ）である。

なお、特性Ｘ線エネルギ（ＥＸ）は、１００ｋｅＶ以下とエネルギが小さいため、半導
体放射線検出器１３の断面寸法がＸ方向、Ｙ方向とも１ｍｍ以上の場合は、特性Ｘ線が隣
接する半導体放射線検出器１３を透過してさらに離れた半導体放射線検出器１３で吸収される確率は無視することができる。
ちなみに、画像の分解能を高めるために半導体放射線検出素子を小型化すると、特性Ｘ線が他の半導体放射線検出素子に放出される可能性が高くなる。このような、小型の半導体放射線検出素子の場合は、隣接の範囲を広くして補正処理を行うようにしてもよい。

そして、半導体放射線検出器１３は、アノード電極Ａに収集された電子の量、つまり電荷の大きさによって、検出放射線（γ線またはＸ線）エネルギの大きさを示す検出信号を出力する。

（アナログＡＳＩＣにおける信号処理）
この検出信号を受けたアナログ検出回路２７（図３参照）は、チャージアンプ２４ｂ及び極性アンプ２４ｃで検出信号を増幅すると共に、バンドパスフィルタ２４ｄを通過させてノイズを除去した検出信号をピークホールド回路２４ｅで分析することによってアナログの波高値信号を生成する。そして、このアナログの波高値信号は、ＡＤＣ２５に出力されてデジタルの波高値信号に変換されると共に、デジタルに変換された波高値信号はデジタルＡＳＩＣ２６に出力される。その一方で、アナログ検出回路２７のタイミングピックオフ回路２４ａ（図３参照）からは、タイミング信号がデジタルＡＳＩＣ２６に出力される。

（補正処理）
次に、図６から図９を参照してデジタルＡＳＩＣ２６において行う漏洩特性Ｘ線による計数落ちの補正処理の流れを説明する。
図１のγカメラ撮像システムにおいて、被検者Ｐの体内からカメラ３に入射放射線エネルギ（Ｅ０）のγ線が入射される。このγ線が半導体放射線検出器１３において発生させる特性Ｘ線のエネルギを特性Ｘ線エネルギ（ＥＸ）とする。
半導体放射線検出器１３の放射線検出に伴って得られる検出情報は、検出座標（Ｘ，Ｙ
）、検出放射線エネルギ（Ｅ）、検出時刻（Ｔ）である。なお、検出座標（Ｘ，Ｙ）は、
個々の半導体放射線検出器１３のＩＤに対応する。

図８にアナログ検出回路２７のスロー系から出力される検出信号の波高値分布を示す。横軸はγ線（またはＸ線）のエネルギを、縦軸は検出信号のカウント数である。
入射放射線の検出候補の第１の検出信号は、コンプトンエッジ７６より大きい閾値Ｅthを超える検出信号である。入射放射線エネルギピーク７２は、半導体放射線検出器１３が入射放射線エネルギ（Ｅ０）を検出した場合に対応するピークである。低いエネルギ成分ピーク７３は、特性Ｘ線が半導体放射線検出器１３から漏洩した場合に対応するピークである。また、第２の検出信号７５は特性Ｘ線を検出した場合に対応するピークである。

閾値Ｅthを超えるドットで示した領域７４は、散乱成分を示しており、閾値Ｅ_ｔｈを超える波高値の検出信号をすべて入射放射線エネルギ（Ｅ０）のγ線を検出したと判定すると、散乱成分７４も計数してしまい、画像を劣化させてしまう部分である。
なお、散乱成分７４も含めた破線で示した成分は、散乱などによるもので、放射線により撮像画像を生成する場合などに、検出信号取り扱いの上で雑音７１と称すものである。

図７において、座標（Ｘ１，Ｙ１）の第１の半導体放射線検出器（Ｄ１）８０が、所定の閾値（Ｅth）よりエネルギの高い放射線を検出したとして、その第１の検出信号に伴う検出情報は検出座標（Ｘ１，Ｙ１）、検出放射線エネルギ（Ｅ１）、検出時刻（Ｔ１）と
する。
なお、所定の閾値（Ｅth）は、使用する放射線核種からの単一エネルギγ線を半導体放射線検出器１３で検出した場合の、エネルギスペクトラムを予め調べておいて、コンプトンエッジ７６の値を超える適切な値を選ぶ。

図７において、第１の検出信号に対して、座標（Ｘ１，Ｙ１）に隣接する斜線で示した領域内の第２の半導体放射線検出器（Ｄ２）８１が第２の検出信号を出力した場合、その第２の検出信号に伴う検出情報は検出座標（Ｘ２，Ｙ２）、検出放射線エネルギ（Ｅ２）
、検出時刻（Ｔ２）とする。
なお、図７では、第１の半導体放射線検出器（Ｄ１）８０に隣接した８個の検出器のうちのいずれか１つが符号８１の検出器になる。半導体放射線検出器が立体配置されているときは、隣接の範囲は広くなる。

ステップＳ１では、まず、第１の検出信号の検出放射線エネルギ（Ｅ１）が閾値（Ｅth）を超えている否かをチェックする。閾値（Ｅth）を超えている場合（Ｙｅｓ）は、ステップＳ２に進み、超えていない場合（Ｎｏ）は、ステップＳ１を繰り返す。
ステップＳ２では、検出放射線エネルギ（Ｅ１）が入射放射線エネルギ（Ｅ０）に一致しているか否か、すなわち、［Ｅ１（Ｄ１）＝Ｅ０］であるか否かを判定する。
ここで、検出放射線エネルギ（Ｅ１）が、図８に示す入射放射線エネルギピーク７２の半値幅の２倍の範囲内にあれば、一致、そうでなければ不一致と判定する。
第一の検出信号の検出放射線エネルギ（Ｅ１）が入射放射線エネルギ（Ｅ０）に一致している場合、すなわち、［Ｅ１（Ｄ１）＝Ｅ０］である場合（Ｙｅｓ）は、ステップＳ６に進み、第１の半導体放射線検出器（Ｄ１）８０は、正規の放射線検出をしたと判定する。

一方、ステップＳ２の判定において、検出放射線エネルギ（Ｅ１）が入射放射線エネルギ（Ｅ０）に一致していない場合（Ｎｏ）、すなわち、［Ｅ１（Ｄ１）≠Ｅ０］の場合（Ｎｏ）、ステップＳ３に進み、第１の検出信号の検出放射線エネルギ（Ｅ１）が、入射放射線エネルギ（Ｅ０）から特性Ｘ線エネルギ（ＥＸ）を差し引いたものに相当するか否か、すなわち、［Ｅ１（Ｄ１）＝Ｅ０―ＥＸ］であるか否かを判定する。ここでもステップＳ２と同様に所定の範囲内に値があるか否かを判定する。

第１の検出信号の検出放射線エネルギ（Ｅ１）が、入射放射線エネルギ（Ｅ０）から特性Ｘ線エネルギ（ＥＸ）を差し引いたものでない場合、すなわち、［Ｅ１（Ｄ１）≠Ｅ０
―ＥＸ］の場合（Ｎｏ）は、ステップＳ７に進み第１の検出信号は散乱成分と判定して、データ収集装置５ａに蓄積する検出情報から取り除く。

一方、ステップＳ３の判定において、第１の検出信号の検出放射線エネルギ（Ｅ１）が、入射放射線エネルギ（Ｅ０）から特性Ｘ線エネルギ（ＥＸ）を差し引いたものである場合、すなわち、［Ｅ１（Ｄ１）＝Ｅ０―ＥＸ］である場合（Ｙｅｓ）は、ステップＳ４へ進む。

ステップＳ４では、第１の半導体放射線検出器（Ｄｌ）における第１の検出信号の検出時刻（Ｔ１）と同じ時刻に、第１の半導体放射線検出器（Ｄｌ）に隣接する第２の半導体放射線検出器（Ｄ２）が第２の検出信号を得たか否か、すなわち、［Ｔ１（Ｄ１）＝Ｔ２（Ｄ２）］であるか否かを判定する。これは、検出時刻Ｔ１に対して第２の検出信号の検出時刻（Ｔ２）が、所定の時間ウインド（例えば、１０ナノ秒）に入っているかどうかで判定する。なお、図７に示すように第１の半導体放射線検出器（Ｄ１）８０に隣接する第２の半導体放射線検出器（Ｄ２）は、斜線で示した領域内の半導体放射線検出器８１である。

なお、時間ウインドの幅を広くすると、同時測定をするためのハードウェアのコストを安価にできるが、偶発的に同時と判定される確率が大きくなる。
第１の検出信号と同じ時刻に、隣接する第２の半導体放射線検出器（Ｄ２）８１による検出放射線エネルギ（Ｅ２）の検出時刻（Ｔ２）が同時刻でない場合、すなわち、［Ｔ１（Ｄ１）≠Ｔ２（Ｄ２）］の場合（Ｎｏ）は、ステップＳ７に進み、散乱成分として検出情報から除く。

一方、ステップＳ４の判定において、第１の検出信号の検出時刻（Ｔ１）と、隣接する第２の半導体放射線検出器（Ｄ２）の第２の検出信号の検出時刻（Ｔ２）が同時刻である場合、すなわち、［Ｔ１（Ｄ１）＝Ｔ２（Ｄ２）］である場合（Ｙｅｓ）は、ステップＳ５へ進む。ステップＳ５では、第２の検出信号の検出放射線エネルギ（Ｅ２）が特性Ｘ線
エネルギ（ＥＸ）に一致するか否か、すなわち、［Ｅ２（Ｄ２）＝ＥＸ］であるか否かを判定する。ここでもステップＳ２と同様に所定の範囲内に値があるか否かを判定する。

第２の検出信号の検出放射線エネルギ（Ｅ２）が特性Ｘ線エネルギ（ＥＸ）と一致しな
い場合、すなわち、［Ｅ２（Ｄ２）≠ＥＸ］の場合（Ｎｏ）は、ステップＳ７に進んで、第１の検出信号は散乱成分であると判定して、検出情報から取り除く。
ステップＳ５において、第２の検出信号の検出放射線エネルギ（Ｅ２）が特性Ｘ線エネ
ルギ（ＥＸ）と同じである場合、すなわち、［Ｅ２（Ｄ２）＝ＥＸ］である場合（Ｙｅｓ）は、ステップＳ６に進み、第１の検出信号の検出情報は、座標（Ｘ１,Ｙｌ）において正規の放射線を検出した判定する。
ステップＳ６、Ｓ７の後、一連の第１の検出信号に対する補正処理は終了する。

前記した図６のフローチャートによる補正処理は、本実施形態では図２のカメラ３におけるＡＳＩＣモジュールボード１８に設けられたデジタルＡＳＩＣ２６（図示せず）で行うとしたが、図１のγカメラ撮像システム１におけるデータ収集装置５ａで実施してもよい。

図９は、図６で説明した漏洩特性Ｘ線による計数落ちの補正処理を行う前後の撮像結果を模式的に示した図である。（ａ）は閾値（Ｅth）を超える検出放射線エネルギの検出信号を出力した半導体放射線検出器の位置を示す。そのうち、ドットで示した位置は、入射放射線エネルギ（Ｅ０）を検出した位置を、二重斜線を含む斜線で示した位置は閾値（Ｅth）より大きくかつ入射放射線エネルギ（Ｅ０）より小さい検出放射線エネルギを検出した位置を、さらに二重斜線のものは、図６のフローチャートにおいてステップＳ３からステップＳ４、Ｓ５を経てステップＳ６に至る処理を受ける第１の検出信号を出力した検出位置を示す。

漏洩特性Ｘ線による計数落ちの補正処理をすると、図９の（ａ）において一重斜線の部分が散乱成分７４（図８参照）として除去され、二重斜線の部分が正規の放射線検出と判定されるもので、（ｂ）にドットで示すような領域が正規の放射線検出をしたと判定された領域となる。
すなわち、漏洩特性Ｘ線による計数落ちの補正処理を行う前においては、図９（ａ）に示すように、斜線の部分が散乱成分か否かが明確でない部分があって、閾値Ｅthを超える波高値の検出信号をそのまま使用すると撮像画像が不明瞭になる。一方、補正処理を行った後においては、（ｂ）に示すようにドットの位置は正規の放射線検出と判定された位置であるので明瞭な撮像画像が得られる。

なお、本実施形態におけるデジタルＡＳＩＣ２６は、本発明の補正手段を構成する。特にフローチャートのステップＳ３からステップＳ７は、本発明の補正手段を構成する。
また、フローチャートのステップＳ１は、本発明の第１のステップに、ステップＳ３は第２のステップに、ステップＳ４及びステップＳ５は第３のステップに、ステップＳ６は第４のステップに対応する。

以上、本実施形態によれば、閾値Ｅth以上の波高値の検出信号に対して漏洩特性Ｘ線による計数落ちの補正を行って、正規の入射放射線の検出判定を行うので、鮮明な画像を得ることができる。また、図８において単に入射放射線エネルギピーク７２に対してだけ、所定の半値幅の倍率のエネルギウインドで正規の検出を判定する場合よりも撮像感度を向上できる。

また、第１の実施形態に係るγカメラ撮像システム１では、半導体放射線検出素子２１１が臭化第一タリウムの臭素富化物の単結晶で構成されているので、テルル化カドミウムの単結晶を使用した従来のγカメラ撮像システムに比較して一段と安価である。
なお、本実施形態で用いている半導体放射線検出素子２１１は、光に反応して電荷を発生することから、遮光シールドケース１２は、アルミニウムやアルミニウム合金などの遮光性を有する材料から構成されると共に、光が侵入する隙間をなくすように構成されている。

なお、本実施形態における漏洩特性Ｘ線による計数落ちの補正処理の方法は、図６に示したフローチャートに限定されるものではない。
複数の半導体放射線検出器のうち、隣接する半導体放射線検出器が略同時に放射線を検出したか否かの第１の判定（前記ステップＳ４に相当）を行い、次いで前記隣接するいずれか一方の半導体放射線検出器が検出した放射線のエネルギが前記特性Ｘ線のエネルギ（ＥＸ）と等しいか否かの第２の判定（前記ステップＳ５に相当）をし、前記隣接する両方の半導体放射線検出器が検出した放射線のエネルギの和が前記入射放射線のエネルギ（Ｅ０）と等しいか否か、あるいは前記隣接するいずれか他方の半導体放射線検出器が検出した放射線のエネルギが入射放射線のエネルギ（Ｅ０）と特性Ｘ線のエネルギ（ＥＸ）の差分に等しいか否かの第３の判定（なお、該第３の判定の後段部分は、前記ステップＳ３に相当）とを行い、この３つの判定に基づいて放射線の検出の有無、つまり正規の放射線を検出したか否かを決定するようにしてもよい。もちろん、各判定の順序を入れ替えてもよい。
なお、請求項のデータ処理装置は、本実施の形態では、デジタルＡＳＩＣ２６が対応している。また、請求項の放射線検出判定装置は、本実施の形態では、デジタルＡＳＩＣ２６が対応している。

《第２の実施形態》
次に本発明における核医学診断装置の第２の実施形態について図１０から図１４を参照しながら説明する。
なお、第１の実施形態と同じ構成については同じ符号を付し説明を省略する。
本実施形態は、半導体放射線検出素子を使用した核医学診断装置としてのＰＥＴ（Positron Emission Computed Tomography：陽電子放出型ＣＴ）システムである。

被検者には、前もって半減期が１１０分のフッ素１８（¹⁸Ｆ）を含んだフルオロ・ディオキシ・グルコース（ＦＤＧ）を投与する。このＦＤＧは被検者の患部に集中する。フッ素１８（¹⁸Ｆ）から放出された陽電子が電子と対消滅した際に、互いに１８０°方向の角度をなして対で放出される５１１ＫｅＶの単一エネルギのγ線をＰＥＴシステムで検出する。

（ＰＥＴシステム）
本ＰＥＴシステム３０は、主に、カメラ３１、データ処理装置３２、モニタ３３、及びベッド３４を備えている。
カメラ３１は、被検者の体内から放出されるγ線を検出するものであり、円筒状の空所を有している。
ベッド３４は、図示しない被検者を載せてカメラ３１の前記空所内を、円筒の軸線方向に移動するように駆動できるものである。

データ処理装置３２は、データ蓄積装置を兼ね、カメラ３１で検出されたγ線、Ｘ線の波高値や検出時刻ごとのデータを、後記する半導体放射線検出器１３Ａ（図１２及び図１３参照）ごとに蓄積するものである。データ処理装置３２は、後記する同時計測装置３２ａ（図１１参照）を内蔵している。このデータ処理装置３２は、同時計測装置３２ａによって所定の時間ウインドごとに同時計測を行い、γ線の発生位置を特定し、この特定した位置に基づいて撮像画像を生成してモニタ３３に表示させるようになっている。

図１１に示すように、カメラ３１の円筒形状の空所の径方向外側の周方向には、半導体放射線検出器ユニット１６が多数、例えば、数万個から数十万個、配置されている。この半導体放射線検出器ユニット１６からは、カメラ３１の空所中心部に位置決めされた被検者Ｐの体内から放出されるγ線の検出信号が出力されるようになっている。半導体放射線検出器ユニット１６からの信号は、同時計測装置３２ａに入力される。

（半導体放射線検出器ユニットの構成）
次に、半導体放射線検出器ユニット１６について詳細に説明する。
図１２に示すように、半導体放射線検出器ユニット１６は、主に、多数の半導体放射線検出器１３Ａと、アナログＡＳＩＣ２４と、デジタルＡＳＩＣ２６Ａとを備えている。
本実施形態の半導体放射線検出器ユニット１６の構成は、第１の実施形態の図３に示した検出器コネクタボード１５及びＡＳＩＣモジュールボード１８のブロック構成に近いものである。異なるところは半導体放射線検出器１３が半導体放射線検出器１３Ａに、デジタルＡＳＩＣ２６がデジタルＡＳＩＣ２６Ａに置き換わっているところである。

（半導体放射線検出器の構成）
半導体放射線検出器１３Ａは、図１３に示すように、前記特許文献１に記載された臭化第一タリウムに臭素を富化する工程を経て得られる臭素富化物の単結晶を用いた半導体放射線検出素子２１１と、その両側にそれぞれアノード電極Ａとカソード電極Ｃとを配置した組の構成で、複数の組が並列に接続された構成になっている。

つまり、図１３に示すように、半導体放射線検出器１３Ａは、半導体放射線検出素子２１１が、カソード電極Ｃとアノード電極Ａにサンドイッチされた５層の積層構造を有して、各カソード電極Ｃは一つのカソード線に、各アノード電極Ａは一つのアノード線に並列接続されている。図１１及び図１２に示す半導体放射線検出器ユニット１６には、このような半導体放射線検出器１３Ａが二次元あるいは三次元で複数配設されている。

図１３に示す半導体放射線検出素子２１１は、臭素富化物の単結晶を所定の格子面に沿ってスライスしたものであり、その平面形状は矩形の板状体である。第２の実施形態では半導体放射線検出素子２１１の厚みが１．０〜０．５ｍｍ程度に設定されている。この臭素富化物の単結晶は第１の実施形態で説明したものと同一である。

カソード電極Ｃ及びアノード電極Ａには、例えば、３００Ｖから８００Ｖ程度の図示しない直流電源によって、γ線を受けて半導体放射線検出素子２１１が生成した電荷を収集するための電荷収集用の電圧が印加されるようになっている。このカソード電極Ｃ及びアノード電極Ａには、例えば、Ｐｔ（白金）、Ａｕ（金）、Ｉｎ（インジウム）等の高導電性膜が使用されている。

ちなみに、本実施形態での半導体放射線検出器１３Ａは、アノード電極Ａ同士、カソード電極Ｃ同士が共通に接続されていることから、各層それぞれが他の層とは独立して放射線を検出する構成ではない。換言すると、入射されたγ線と半導体放射線検出素子２１１とが相互作用を起こした場合、最上層の半導体放射線検出素子２１１で起こしたのか、最下層の半導体放射線検出素子２１１で起こしたのか等を判別しない構成となっている。もちろん、各層の半導体放射線検出素子２１１ごとに独立して検出するような構成にすることもできる。なお、半導体放射線検出素子２１１をこのように５層構造にしている理由は、電荷の収集効率を高めつつ、素通りをしてしまうγ線の量を少なくして、半導体放射線検出素子２１１とγ線との相互作用を増やすためである。つまり、γ線の検出のカウント数を増やすためである。

図１３に示すような積層構造の半導体放射線検出器１３Ａの構成とすることで、より良好な波高値の上昇速度（つまり、急峻な立ち上がり）とより正確な波高値が得られると共に、半導体放射線検出素子２１１の半導体材料と相互作用を及ぼすγ線の数（つまり、カウント数）を増やすこともできる。その結果、半導体放射線検出器１３Ａの感度を上昇させることができる。

（半導体放射線検出器ユニットの実装形態）
次に半導体放射線検出器ユニット１６をカメラ３１に実装する構成を、図１４を参照しながら説明する。
半導体放射線検出器ユニットをカメラ３１に装着する際の様子を図１４の（ａ）に示す。（ｂ）はカメラ３１の中央部のＡ−Ａ断面図である。（ｂ）に示すように半導体放射線検出器ユニット１６は、ユニット支持部材３１ｂを介してカメラ３１に装着される。半導体放射線検出器ユニット１６は、ユニット支持部材３１ｂに片端支持されてカメラ３１に装着されている。ユニット支持部材３１ｂは、中空の円盤状（ドーナッツ状）をしており、半導体放射線検出器ユニット１６を装着する窓を円周方向に多数（つまり、装着する半導体放射線検出器ユニット１６の数だけ）備えている。

このようにして、カメラ３１は半導体放射線検出器ユニット１６を片端支持するため、半導体放射線検出器ユニット１６の筐体３５の体軸方向手前側には、ストッパとなるフランジ３５ａが設けてある。ちなみに、半導体放射線検出器ユニット１６を周方向に極力密に並べようとすると、カメラ３１の前記円筒状の空所に沿う側（径方向内側）のフランジ３５ａは邪魔になる。そこで、この邪魔になる部分のフランジ３５ａを筐体３５からなくし、径方向外側のフランジ３５ａを残すようにしてもよい。

なお、カメラ３１に半導体放射線検出器ユニット１６を装着する場合は、図１４の（ｂ）に示す蓋３１ａを取り外して、ユニット支持部材３１ｂを露出させ、そこから半導体放射線検出器ユニット１６をフランジ部分３５ａが突き当たるまで差し込んで装着するようになっている。また、半導体放射線検出器ユニット１６を差し込んで装着することにより、カメラ３１と半導体放射線検出器ユニット１６のコネクタ（図示せず）の接続が行われ、カメラ３１と半導体放射線検出器ユニット１６との信号ライン及び電源ラインが接続される。

（ＰＥＴシステムの動作）
次に、本ＰＥＴシステムの動作について図１２及び図１３を参照（適宜図１０、図１１を参照）しながら説明する。
半導体放射線検出器１３Ａは、アノード電極Ａに収集された電子の量、つまり電荷の大きさによって、入射した放射線（γ線、Ｘ線）のエネルギの大きさを示す検出信号を出力する。この検出信号を受けたアナログ検出回路２７は、アナログの波高値信号を生成する。そして、このアナログの波高値信号は、ＡＤＣ２５でデジタルの波高値信号に変換されデジタルＡＳＩＣ２６Ａに入力される。その一方で、アナログ検出回路２７のタイミングピックオフ回路２４ａからは、タイミング信号がデジタルＡＳＩＣ２６Ａに出力される（図１２参照）。

デジタルＡＳＩＣ２６Ａでは、検出信号の波高値と、タイミング信号によって決定した検出時刻と、半導体放射線検出器１３Ａの１個１個を一意に識別する半導体放射線検出器のＩＤとをセットの信号にして、図１０及び図１１に示すような後段のデータ処理装置３２に送信する。したがって、後段のデータ処理装置３２では、デジタルＡＳＩＣ２６Ａから送信されたデータを元に、まず第１に第１の実施形態において図６のフローチャートを用いて説明したと同じ方法で漏洩特性Ｘ線による計数落ちの補正処理を、所定の閾値（Ｅth）以上の検出信号に対して行い、電子対消滅によって生じた入射放射線エネルギ（Ｅ０）を有するγ線を検出したものかどうかを判定する。
このとき、半導体放射線検出器１３Ａが３次元的に配列されている場合は、第１の半導体放射線検出器１３Ａに隣接した第２の半導体放射線検出器１３Ａとは、３次元空間で考えた隣接関係である。

次いで、同時計測装置３２ａにおいて、同時計測処理（所定の極短時間の時間ウインドで所定エネルギのγ線を２個検出したときは、これを同根のγ線とみなす処理）や、散乱線処理（所定の極短時間の時間ウインドで３個以上のγ線を検出したとき、光子と電子との衝突によって発生するコンプトン散乱や体内散乱したγ線の影響を補正する処理）を行う。
また、データ処理装置３２は、データの蓄積、γ線の発生位置の決定、及びモニタ３３に表示する画像データの生成などを行う。
なお、前記特性Ｘ線による計数落ちの補正処理と同時計測処理を、同時計測装置３２ａにおいて、並行して行なってもよい。

ＰＥＴシステム３０は、データ処理装置３２が、蓄積されたこれらのデータに基づいてγ線の発生位置を決定すると共に、決定されたγ線の発生位置に基づいて機能画像のデータ、つまり、フッ素１８（¹⁸Ｆ）が集中した被検者の患部の画像データを生成する。また、このＰＥＴシステム３０では、データ処理装置３２が出力した機能画像のデータに基づいて、モニタ３３（図１０参照）に被検者の患部が映し出される。

なお、第２の実施形態で用いている半導体放射線検出素子２１１は、光に反応して電荷を発生することから、筐体３５はアルミニウムやアルミニウム合金などの遮光性を有する材料から構成されると共に、光が侵入する隙間をなくすように構成されている。すなわち、筐体３５は遮光性を有する構成をしている。なお、遮光性が他の手段によって確保される場合は、筐体３５それ自体に遮光性を有する必要はない。

以上、本実施形態によれば、第１の実施形態と同じく閾値Ｅthを超える波高値の検出信号に対して漏洩特性Ｘ線による計数落ちの補正を行って、正規の入射放射線の検出判定を行うので、鮮明な画像を得ることができる。また、図８において単に入射放射線エネルギピーク７２に対してだけ、所定の半値幅の倍率のエネルギウインドで正規の検出を判定する場合よりも撮像感度を向上できる。

図８から明らかなように、第２の実施形態に係るＰＥＴシステム３０に搭載された半導体放射線検出器１３Ａは、臭化第一タリウムの臭素富化物の単結晶から製造された半導体放射線検出素子２１１を使用しているので、例えば¹³⁷Ｃｓのγ線のエネルギのピークが６６２ｋｅＶの位置と５８９ｋｅＶの位置に顕著に現われているためエネルギの分解能に優れている。したがって、第２の実施形態に係るＰＥＴシステム３０によればγ線の検出精度を向上させることができる。

また、第２の実施形態に係るＰＥＴシステム３０に搭載される半導体放射線検出器１３Ａは、耐電圧特性が優れている。例えば、厚みが１．０〜０．５ｍｍの半導体放射線検出素子２１１において、従来の臭化第一タリウムの単結晶を使用した半導体放射線検出素子では、印加することができるバイアス電圧が４００Ｖ程度であったのに対して、第２の実施形態で使用された半導体放射線検出素子２１１では、８００Ｖ程度のバイアス電圧を印加することができる。したがって、第２の実施形態に係るＰＥＴシステム３０によれば、半導体放射線検出素子２１１に高いバイアス電圧を印加することができるので、電荷の収集を効率よく行うことができ、γ線の検出信号の出力レベルを高めることができる。

また、第２の実施形態に係るＰＥＴシステム３０に搭載される半導体放射線検出器１３Ａは、雑音特性が優れており、従来の半導体放射線検出素子を用いたものでは、いわゆるポップコーンノイズが生起していたのに対し、この半導体放射線検出器１３Ａではポップコーンノイズが生起しない。したがって、第２の実施形態に係るＰＥＴシステム３０によれば、γ線の検出信号の出力が高められることとも相侯って、γ線の検出信号のＳ／Ｎ比がさらに向上する。また、ポップコーンノイズが生起しないので、従来のＰＥＴシステムに必要とされていた、許容以上のポップコーンノイズが発生した際に、半導体放射線検出器１３ＡのカソードＣとアノードＡの間に掛ける直流電源Ｖを遮断する、いわゆるリセット回路が第２の実施形態に係るＰＥＴシステム３０では不要となる。

また、第２の実施形態に係るＰＥＴシステム３０では、半導体放射線検出素子２１１が臭化第一タリウムの臭素富化物の単結晶で構成されているので、テルル化カドミウムの単結晶を使用した従来のＰＥＴシステムに比較して一段と安価である。

さらに、第２の実施形態では、核医学診断装置としてＰＥＴシステム３０（図１０参照）を例に説明したが、ＰＥＴシステム３０に限らず、ＳＰＥＣＴ（Single Photon Emission Computed Tomography）システムにも本発明を適用することができる。ちなみに、ＰＥＴシステム及びＳＰＥＣＴシステムは、人体の３次元の機能画像を撮影することで共通するが、ＳＰＥＣＴシステムは測定原理が単一光子を検出するものであることから同時計測処理は行わない。このため、γ線の入射位置（角度）を規制するコリメータを備える。

本発明による核医学診断装置は、安価であると共に、エネルギの分解能や耐電圧特性や雑音特性などを向上させて、画像が鮮明で撮像性能の良い核医学診断装置として有効に利用することができる。

なお、第１の実施形態、第２の実施形態では、臭化タリウムの半導体放射線検出素子で説明したが、本発明は、入射した放射線により特性Ｘ線を発生させる他の放射線検出素子にも適用できる。

本発明の第１の実施形態のγカメラ撮像システムの全体構成図である。 図１に示すカメラの内部構成図である。 図２に示す検出器コネクタボードとＡＳＩＣモジュールボードのブロック図である。 半導体放射線検出器の模式図である。 （ａ）、（ｂ）は、入射γ線の生成する特性Ｘ線の挙動を示す模式図である。 補正処理のフローチャートを示す図である。 第１の検出信号を出力した第１の半導体放射線検出器と、隣接する第２の検出信号を出力する第２の半導体放射線検出器の位置関係を模式的に示した図である。 放射線源をセシウム１３７（¹³⁷Ｃｓ）とした場合における、臭素富化物の単結晶を用いた半導体放射線検出器の検出信号の波高値のスペクトル図である。 補正処理を行う前後の撮像結果を模式的に示した図であり、（ａ）は検出放射線（γ線）の補正処理を行う前、（ｂ）は検出放射線（γ線）の補正処理を行った後の図である。 本発明の第２の実施形態にかかる核医学診断装置としてのＰＥＴシステムの構成を示す斜視図である。 図１０に示すＰＥＴシステムにおけるカメラの断面を模式的に示した図である。 図１１に示すＰＥＴシステムに使用される半導体放射線検出器ユニットのブロック図である。 図１２に示す半導体放射線検出器ユニットに使用される半導体放射線検出器の模式図である。 （ａ）は半導体放射線検出器ユニットをカメラに装着する際の様子を示したカメラの一部破断斜視図であり、（ｂ）はカメラの中央部のＡ−Ａ断面図である。

符号の説明

１ γカメラ撮像システム（核医学診断装置）
３ カメラ
４ カメラ台
５ａ データ収集装置
５ｂ データ解析装置
７ モニタ
１１ コリメータ
１１ａ 窓部
１２ 遮光シールドケース
１３、１３Ａ 半導体放射線検出器
１５ 検出器コネクタボード
１６ 半導体放射線検出器ユニット
１８ ＡＳＩＣモジュールボード
２２ コンデンサ
２３ 抵抗
２４ アナログ集積回路
２４ａ タイミングピックオフ回路
２４ｂ チャージアンプ
２４ｃ 極性アンプ
２４ｄ バンドパスフィルタ
２４ｅ ピークホールド回路（波高分析回路）
２５ アナログ・デジタル変換器
２６ デジタル集積回路（補正手段）
２６Ａ デジタル集積回路
２７ アナログ検出回路（信号処理回路）
３０ ＰＥＴシステム（核医学診断装置）
３１ カメラ
３１ａ 蓋
３１ｂ ユニット支持部材
３２ データ処理装置（補正手段）
３２ａ 同時計測装置（補正手段）
３３ モニタ
３４ ベッド
３５ 筐体
３５ａ フランジ
２１１、２１１ａ、２１１ｂ 半導体放射線検出素子
Ａ アノード電極
Ｃ カソード電極
Ｃ１ コネクタ
Ｃ２ 出力コネクタ
Ｐ 被検者
Ｖ 直流電源
４１ γ線
６１ 素子内部
６２、６５ 特性Ｘ線
６４ 表面近傍
８０ 第１の半導体放射線検出器
８１ 第２の半導体放射線検出器

Claims (14)

1. 複数の半導体放射線検出器を用いて被検者の体内から放射される放射線または前記被検者の体を透過した放射線を検出し、該放射線の検出信号に基づいて前記被検者の撮像画像を得る核医学診断装置であって、
   前記放射線の検出信号を補正する補正手段を備え、
   該補正手段は、
   前記複数の半導体放射線検出器のうち、第１の半導体放射線検出器にエネルギＥ０の入射放射線が入射して検出放射線エネルギＥ１を検出するとともに、前記第１の半導体放射線検出器に隣接する第２の半導体放射線検出器において検出放射線エネルギＥ２を検出したとき、
   前記第２の半導体放射線検出器において検出された前記検出放射線エネルギＥ２が、特性Ｘ線のエネルギＥＸと等しいか否かを判定し、
   更に、前記検出放射線エネルギＥ１が、前記入射放射線のエネルギＥ０と、前記特性Ｘ線のエネルギＥＸとの差に等しいか否かを判定し、その判定結果に基づいて前記第１の半導体放射線検出器の検出信号の補正を行うか否かを決定することを特徴とする核医学診断装置。
2. 前記補正手段は、前記第２の半導体放射線検出器において検出された検出放射線エネルギＥ２が、前記特性Ｘ線のエネルギＥＸと等しく、前記第１の半導体放射線検出器において検出された前記検出放射線エネルギＥ１と、前記入射放射線のエネルギＥ０とが、Ｅ１＝Ｅ０−ＥＸを満たすとき、前記第１の半導体放射線検出器の位置に前記エネルギＥ０の入射放射線が入射したと判定することを特徴とする請求項１に記載の核医学診断装置。
3. 被検者の体内または体外にある線源から放射された放射線を検出し、該放射線の検出信号に基づいて前記被検者の撮像画像を得る核医学診断装置において、
   前記放射線の入射により特性Ｘ線を発生させる元素を含んでなる複数の半導体放射線検出器を備えるとともに、
   前記複数の半導体放射線検出器のうち、隣接する半導体放射線検出器が略同時に放射線を検出したか否かの第１の判定と、
   前記隣接するいずれか一方の半導体放射線検出器が検出した放射線のエネルギが前記特性Ｘ線のエネルギＥＸと等しいか否かの第２の判定と、
   前記隣接する両方の半導体放射線検出器が検出した放射線のエネルギの和が前記線源から放射された放射線のエネルギＥ０と等しいか否か、または前記隣接するいずれか他方の半導体放射線検出器が検出した放射線のエネルギＥ１が前記線源から放射された放射線のエネルギＥ０と前記特性Ｘ線のエネルギの差分に等しいか否かの第３の判定とを行い、この３つの判定に基づいて放射線の検出の有無を決定するデータ処理装置を備えることを特徴とする核医学診断装置。
4. 前記隣接する半導体放射線検出器が検出した放射線のエネルギが高い方の半導体放射線検出器に、前記エネルギＥ０の放射線が入射したと判定することを特徴とする請求項３に記載の核医学診断装置。
5. 前記複数の半導体放射線検出器は２次元または３次元に配列されていることを特徴とする請求項1に記載の核医学診断装置。
6. 前記半導体放射線検出器の半導体放射線検出素子は、臭化第一タリウムに臭素を富化した臭素富化物の単結晶を用いて構成されていることを特徴とする請求項５に記載の核医学診断装置。
7. 前記臭素富化物の単結晶は３価のタリウムを含むことを特徴とする請求項６に記載の核医学診断装置。
8. 前記半導体放射線検出素子の両側に配置されたアノード電極とカソード電極との間に所定の直流電圧を印加する直流電源と、
   前記アノード電極または前記カソード電極の何れかから出力される前記検出信号を処理する信号処理回路とを、
   さらに備えることを特徴とする請求項６に記載の核医学診断装置。
9. 前記信号処理回路は放射線エネルギを分析する波高分析回路を備えることを特徴とする請求項８に記載の核医学診断装置。
10. 前記半導体放射線検出器は光を遮蔽する筐体に収容されていることを特徴とする請求項１に記載の核医学診断装置。
11. 請求項１に記載の核医学診断装置に用いられる前記半導体放射線検出器と、前記補正手段と、を備えることを特徴とする放射線カメラ。
12. 請求項３に記載の核医学診断装置に用いられる前記半導体放射線検出器と、前記データ処理装置と、を備えることを特徴とする放射線カメラ。
13. 複数の半導体放射線検出器を用いて被検体の体内から放射される放射線または前記被検体を透過した放射線を検出し、該放射線の検出信号に基づいて生成された前記被検体の撮像画像を得る核医学診断装置における放射線の検出方法であって、
    前記半導体放射線検出器に入射する入射放射線が所定のエネルギＥ０であることが分かっているとき、
    前記複数の半導体検出器のうち、第１の半導体検出器に前記入射放射線が入射して、前記第１の半導体検出器が検出放射線エネルギＥ１の信号を検出する第１のステップと、
    前記第１の半導体放射線検出器が検出した検出放射線エネルギＥ１が、前記入射放射線エネルギＥ０と前記入射放射線が発生させる特性Ｘ線のエネルギＥＸとの差に等しいか否かを判定する第２のステップと、
    前記第１の半導体放射線検出器に隣接する第２の半導体放射線検出器が検出した検出放射線エネルギＥ２が、前記入射放射線が前記第１の半導体放射線検出器において発生させて前記第２の半導体放射線検出器へ放射したエネルギＥＸの特性Ｘ線を検出したものであるかどうかをチェックする第３のステップと、
    前記第１の半導体放射線検出器が検出した検出放射線エネルギＥ１が、Ｅ１＝Ｅ０−ＥＸで、かつ、前記第２の半導体放射線検出器が略同時に検出した検出放射線エネルギＥ２が、Ｅ２＝ＥＸのとき、前記第１の半導体放射線検出器の位置に前記エネルギＥ０の入射放射線が入射したと判定する第４のステップと、
    を含むことを特徴とする核医学診断装置における放射線検出方法。
14. 線源から放射された放射線の入射により特性Ｘ線を発生させる元素を含んでなる複数の半導体放射線検出器からの信号に基づいて、放射線検出判定装置が放射線の検出の有無を判定する放射線の検出方法であって、
    前記放射線検出判定装置は、
    前記複数の半導体放射線検出器のうち、隣接する半導体放射線検出器が略同時に放射線を検出したか否かの判定と、
    前記隣接するいずれか一方の半導体放射線検出器が検出した放射線のエネルギが前記特性Ｘ線のエネルギＥＸと等しいか否かの判定と、
    前記隣接する両方の半導体放射線検出器が検出した放射線のエネルギの和が前記線源から放射された放射線のエネルギＥ０と等しいか否か、または前記隣接するいずれか他方の半導体放射線検出器が検出した放射線のエネルギが前記線源から放射された放射線のエネルギＥ０と前記特性Ｘ線のエネルギＥＸの差分に等しいか否かの判定とを行い、この判定に基づいて放射線の検出の有無を決定することを特徴とする放射線の検出方法。

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