JP5155808B2 - 半導体放射線検出器および核医学診断装置 - Google Patents

Description

本発明は、半導体放射線検出器および核医学診断装置に関するものである。

近年、放射線計測技術を応用した放射線検出装置として核医学診断装置が広く普及してきている。その代表的な装置が陽電子放出型断層撮像装置（ＰＥＴ撮像装置）、単光子放射断層撮像装置（ＳＰＥＣＴ撮像装置）、ガンマカメラ装置などである。これらの装置で主として使用されている放射線検出器は、シンチレータと光電子増倍管とを組み合わせたものであるが、γ線等の放射線を検出する放射線検出器として、テルル化カドミウム、カドミウム・亜鉛・テルル、ガリウム砒素、臭化タリウム等の半導体結晶によって構成された半導体放射線検出器を用いた技術が注目されている。

半導体放射線検出器は、放射線と半導体結晶との相互作用で生じた電荷を電気信号に変換する構成であるため、シンチレータを使用したものより電気信号への変換効率がよく、かつ小型化が可能である等、種々の特徴がある。
半導体放射線検出器は、前記の半導体結晶と、この半導体結晶の一面に形成されたカソード電極と、半導体結晶を挟んでこのカソード電極と対向するアノード電極とを備えている。これらのカソード電極とアノード電極との間に直流高圧電圧を印加することにより、Ｘ線、γ線等の放射線が半導体結晶内に入射したときに生成される電荷を、前記カソード電極あるいはアノード電極から信号として取出すようにしている。

ところで、半導体結晶からなる検出素子の一面に複数のカソード電極を設置してカソード電極から信号を取り出すか、あるいは半導体結晶の一面に複数のアノード電極を設置してアノード電極から信号を取出すことにより、一つの検出素子に複数チャンネルの検出部を有する半導体放射線検出器を構成することが可能である（例えば、特許文献１参照）。

一方、半導体結晶としての臭化タリウムは、テルル化カドミウム、カドミウム・亜鉛・テルル、ガリウム砒素等他の半導体結晶に比べて光電効果による線減衰係数が大きく、薄い結晶で他の半導体結晶と同等のγ線感度を得ることができるため、臭化タリウムによって構成された半導体放射線検出器およびそれを用いた核医学診断装置は、他の半導体放射線検出器およびそれを用いた核医学診断装置に比べて、より小型化が可能である。

また、臭化タリウムは、テルル化カドミウム、カドミウム・亜鉛・テルル、ガリウム砒素等他の半導体結晶に比べて安価であるため、臭化タリウムによって構成された半導体放射線検出器およびそれを用いた核医学診断装置では、他の半導体放射線検出器およびそれを用いた核医学診断装置に比べて、安価にすることが可能である。
さらに、近年では、臭化タリウムによって構成された半導体放射線検出器に、カソード電極およびアノード電極として金／タリウム二層電極を用いることにより、ポーラリゼーションを防止して長時間の安定動作が可能になることが明らかになった（例えば、非特許文献１参照）。
特開２００６−３１９２８５号公報 Ｎｕｃｌ． Ｉｎｓｔｒ． ａｎｄ Ｍｅｔｈ． Ａ ｖｏｌ．５８５（２００８）の第１０２頁から第１０４頁

ところで、半導体結晶として臭化タリウムを用いて一つの検出素子に複数チャンネルの検出部を有する半導体放射線検出器を構成する場合には、一対のカソード電極およびアノード電極のみを有する検出素子と同様にして、カソード電極およびアノード電極として金／タリウム二層電極を用いることにより、ポーラリゼーションを防止することが考えられる。

しかしながら、例えば、臭化タリウム結晶の一面に複数のカソード電極を形成する場合、複数のカソード電極に対応するそれぞれ別々の電極板が導電性接着剤によって電気的に接着され、この電極板を介してカソード電極が信号処理回路に接続されることとなるが、分割して形成した金／タリウムの二層からなる二つのカソード電極の間における臭化タリウム結晶の表面を被覆せずに露出した状態にすると、導電性接着剤の一部がカソード電極と電極板の間からはみ出して臭化タリウム結晶の露出面に接触することがあり、金電極あるいは電極板と臭化タリウム結晶がタリウム電極を介さずに短絡してしまう可能性がある。
その場合、ポーラリゼーションの防止が不十分となり、半導体放射線検出器として長時間の安定動作ができなくなる。

また、例えば、臭化タリウム結晶の一面に複数のカソード電極を形成する場合に、カソード電極を形成する臭化タリウム結晶の面全体にタリウム電極を形成して、金電極のみを分割して複数形成すると、タリウム電極自体が導電性であるために複数のカソード電極の間で信号のクロストークが生じる。このような場合には、複数のカソード電極を形成したにもかかわらず、複数チャンネルの検出部を有する検出器としてそもそも機能しなくなってしまう。

このような観点から、本発明の目的は、半導体結晶として臭化タリウムを用いて一つの検出素子に複数チャンネルの検出部を有する半導体放射線検出器において、クロストークが生じるのを防止するとともにポーラリゼーションを好適に防止することができる半導体放射線検出器およびそれを用いた核医学診断装置を提供することにある。

前記した課題を解決するための手段として本発明の半導体放射線検出器は、カソード電極およびアノード電極で挟まれる検出素子が半導体結晶として臭化タリウムを用いてなり、少なくとも前記カソード電極または前記アノード電極が前記検出素子の一つの面に二つ以上配置されて別個のチャンネルをなす検出部が複数設けられた半導体放射線検出器であって、前記カソード電極および前記アノード電極は、二層の積層構造とされ、前記検出素子側の第１層がタリウムであり、前記検出素子は、前記カソード電極または前記アノード電極が二つ以上配置される側において、前記カソード電極または前記アノード電極の側方における前記半導体結晶の露出面が、前記タリウムの酸化物あるいはフッ化物のいずれかからなる絶縁スペーサで被覆されている構成とした。この構成によれば、カソード電極またはアノード電極の側方における、半導体結晶の露出面が、絶縁スペーサで被覆されているので、電極板を接着するための導電性接着剤の一部が、仮に、カソード電極あるいはアノード電極と電極板との間からはみ出して、これが半導体結晶側に流れる事態が生じても、第２層の電極やこれに接着された電極板と、臭化タリウムの半導体結晶とがタリウム電極を介さずに短絡してしまうことが阻止される。これにより、ポーラリゼーションを好適に防止することができる。
また、複数のカソード電極同士の間または複数のアノード電極同士の間が絶縁スペーサによって絶縁されることとなるので、複数の電極の間で信号のクロストークが生じるのを好適に防止することができる。

本発明によれば、半導体結晶として臭化タリウムを用いて一つの検出素子に複数チャンネルの検出部を有する半導体放射線検出器において、クロストークが生じるのを防止するとともにポーラリゼーションを好適に防止することができる半導体放射線検出器およびそれを用いた核医学診断装置が得られる。

以下、本発明の半導体放射線検出器の実施形態について図面を参照して詳細に説明する。
（第１実施形態）
本実施形態の半導体放射線検出器（以下では単に、検出器という）１は、図１（ａ）に示すように、１枚の半導体素子（検出素子）１１と、半導体素子１１の一方の面（上面）に配置された二層の電極（第１タリウム電極１２Ａ〜１２Ｄ、分割電極１４Ａ〜１４Ｄ）および分割電極板１６Ａ〜１６Ｄと、他方の面（下面）に配置された二層の電極（第２タリウム電極１３、共通電極１５）および共通電極板１７とを備えて構成されている。

検出素子１１は、図１（ｂ）に示すように、平板状に形成された臭化タリウム結晶（臭化タリウムの半導体結晶）１１ａを備え、その一方の面（上面）には、カソード電極またはアノード電極の一方をなして、二層の電極の第１層を形成する、薄い膜状の４つの第１タリウム電極１２Ａ〜１２Ｄが設けられ、さらにその上面には、第２層を形成する薄い膜状の４つの分割電極１４Ａ〜１４Ｄが設けられている。また、他方の面（下面）には、カソード電極またはアノード電極の他方をなして、二層の電極の第１層を形成する、薄い膜状の第２タリウム電極１３がその全面にわたって設けられ、さらにその下面には、第２層を形成する薄い膜状の共通電極１５が全面にわたって設けられている。

臭化タリウム結晶１１ａの分割電極板１６Ａ〜１６Ｄが形成された面のうち、第１タリウム電極１２Ａと第１タリウム電極１２Ｂとの間の領域、第１タリウム電極１２Ｂと第１タリウム電極１２Ｃとの間の領域、および第１タリウム電極１２Ｃと第１タリウム電極１２Ｄとの間の領域には、第１タリウム電極１２Ａ〜１２Ｄおよび分割電極１４Ａ〜１４Ｄを分離絶縁するための絶縁スペーサ１８が形成されている。また、臭化タリウム結晶１１ａの分割電極板１６Ａ〜１６Ｄが形成された面のうち、第１タリウム電極１２Ａよりも外側の領域、および第１タリウム電極１２Ｄよりも外側の領域には、絶縁スペーサ１９が形成されている。

本実施形態では、一つの検出素子１１に、分割電極１４Ａ〜１４Ｄおよび第１タリウム電極１２Ａ〜１２Ｄで仕切られてチャンネルをなす検出部が、計４つ設けられている（検出部：この例では、図１（ｂ）に示すように、符号１０ａ〜１０ｄで示される領域）。
臭化タリウム結晶１１ａは、放射線（γ線等）と相互作用をして電荷を生成する領域をなしており、臭化タリウムの単結晶をスライスして形成されている。本実施形態では、臭化タリウム結晶１１ａの厚さを、例えば、１．２ｍｍ、第１タリウム電極１２Ａ〜１２Ｄおよび第２タリウム電極１３を形成する面の寸法を、例えば、５．２ｍｍ×５．０ｍｍの薄板状体としてある。

また、第１タリウム電極１２Ａ〜１２Ｄおよび第２タリウム電極１３の厚さは、例えば、２０ｎｍとしてある。
また、分割電極１４Ａ〜１４Ｄおよび共通電極１５は、金または白金のいずれかを用いて形成されており、その厚さは、例えば、５０ｎｍとしてある。なお、共通電極１５として、アルミニウムやチタン等を用いてもよい。
第１タリウム電極１２Ａ〜１２Ｄ、および分割電極１４Ａ〜１４Ｄの寸法は、例えば、１．２ｍｍ×５．０ｍｍとしてあり、第２タリウム電極１３および共通電極１５の寸法は、例えば、５．２ｍｍ×５．０ｍｍとしてある。

また、分割電極板１６Ａ〜１６Ｄが分割電極１４Ａ〜１４Ｄに接する部分の寸法は、例えば、１．２ｍｍ×５．０ｍｍとしてあり、共通電極板１７が共通電極１５に接する部分の寸法は、例えば、５．２ｍｍ×５．０ｍｍとしてある。つまり、分割電極１４Ａ〜１４Ｄの全面に分割電極板１６Ａ〜１６Ｄが接するようになっており、共通電極１５の全面に共通電極板１７が接するようになっている。
ここで、絶縁スペーサ１８および絶縁スペーサ１９の厚さは、例えば、約３０ｎｍとしてあり、絶縁スペーサ１８の幅は、例えば、０．１ｍｍ、絶縁スペーサ１９の幅は、例えば、０．０５ｍｍとしてある。
なお、前記した各寸法は、一例を示すものであり、前記各寸法に限定される趣旨ではない。

次に、このような第１タリウム電極１２Ａ〜１２Ｄ、第２タリウム電極１３、分割電極１４Ａ〜１４Ｄ、および共通電極１５を備えた検出素子１１の製作工程を説明する。
はじめに、平板状に形成された臭化タリウム結晶１１ａの一方の面（５．２ｍｍ×５．０ｍｍの面）に電子ビーム蒸着法によってタリウムを２０ｎｍ被着し、続いて金あるいは白金のいずれかを５０ｎｍ被着し、第２タリウム電極１３と共通電極１５を形成する。

次に、臭化タリウム結晶１１ａの共通電極１５を形成した面と反対側の面に、電子ビーム蒸着法によってタリウムを２０ｎｍ被着し、続いて金あるいは白金のいずれかを５０ｎｍ被着する。その後、リフトオフ法によって加工し、分割電極１４Ａ〜１４Ｄを形成する。その後、被着したタリウムのうち分割電極１４Ａ〜１４Ｄで被覆されていない領域を、酸素プラズマによって酸化して酸化タリウムとするか、あるいは四フッ化炭素（ＣＦ_４）のプラズマによってフッ化してフッ化タリウムとすることにより、分割電極１４Ａ〜１４Ｄの電極間の領域に絶縁スペーサ１８を形成するとともに、分割電極１４Ａ，１４Ｄの側方の領域に絶縁スペーサ１９を形成する。その結果として、第１タリウム電極１２Ａ〜１２Ｄが形成される。
このような工程を経ることによって検出素子１１が得られる。
なお、図示しないマスクを配置して金を被着するようにしてもよい。

そして、このようにして得られた検出素子１１に対して、図１（ｃ）に示すように、分割電極１４Ａ〜１４Ｄ、共通電極１５、分割電極板１６Ａ〜１６Ｄおよび共通電極板１７を導電性接着剤によってそれぞれ接続する。これによって、検出器１（図１（ａ）、（ｂ）参照）が作製される。

ここで、分割電極板１６Ａ〜１６Ｄ、および共通電極板１７は、薄板状の部材であり、例えば、鉄−ニッケル合金、鉄−ニッケル−コバルト合金、クロム、タンタルのうち、少なくとも１つから構成される。接着に使用される導電性接着剤としては、例えば、金属粉（銀）などの導電性粒子を有機高分子材料からなる絶縁性の樹脂バインダ中に分散したものが用いられる。

次に、前記した検出器１を用いて構成される放射線検出装置３０について説明する。
放射線検出装置３０に適用される検出器１は、図２に構造を簡略化して示すように、共通電極板１７側に、直流高圧電源２０が接続され、分割電極板１６Ａ〜１６Ｄ側が抵抗を介して接地されるとともに、アナログ計測回路４０に設けられた信号処理回路４０Ａ〜４０Ｄに接続されている。直流高圧電源２０は、検出器１に電荷収集用の電圧として、−４００〜−８００Ｖあるいは＋４００〜＋８００Ｖを印加するようになっており、直流高圧電源２０の正負電圧の極性は、一定時間ごと、例えば、３０時間ごとに逆転させる。これは、後記するように、陽イオン化反応およびその逆反応の何れかが極端に進行することによって第１タリウム電極１２Ａ〜１２Ｄまたは第２タリウム電極１３の何れかが消耗するのを防止するためである。

アナログ計測回路４０は、検出器１と接続されてこの検出器１から出力される放射線検出信号（γ線検出信号）を処理する信号処理回路４０Ａ〜４０Ｄを有する。信号処理回路４０Ａ〜４０Ｄは、検出器１の分割電極板１６Ａ〜１６Ｄにそれぞれ対応して設けられている。このような信号処理回路４０Ａ〜４０Ｄは、検出器１の１つのチャンネルにそれぞれ対応して設けられている。

信号処理回路４０Ａは、γ線検出信号に基づきγ線の波高値を求めることを目的として、チャージアンプ４１Ａ、シェーピングアンプ４２Ａ、ゲート積分器４３Ａ、および波高分析回路４４Ａを備えている。そして、これらのチャージアンプ４１Ａ、シェーピングアンプ４２Ａ、ゲート積分器４３Ａ、および波高分析回路４４Ａが、この順に接続されている。この点は、信号処理回路４０Ｂ、４０Ｃ、４０Ｄにおける、４１Ｂ〜４４Ｂ、４１Ｃ〜４４Ｃ、４１Ｄ〜４４Ｄについても同様である。

検出器１の分割電極板１６Ａから出力されたγ線検出信号は、チャージアンプ４１Ａ、シェーピングアンプ４２Ａで増幅される。増幅されたγ線検出信号は、ゲート積分器４３Ａで一定時間、例えば、５０μｓ積分された後、波高分析回路４４Ａに入力される。ゲート積分器４３Ａの積分時間は、一発のγ線が検出器１に入射して発生した電荷が、分割電極板１６Ａに収集されるのに十分な時間とされている。また、ゲート積分器４３Ａの積分時間は、一発のγ線に対応してシェーピングアンプ４２Ａが出力する信号の時間に対応して、γ線一発ごとにゲート積分器４３Ａの積分時間を変えるようにしてもよい。波高分析回路４４Ａは、検出信号の最大値、つまり検出したγ線のエネルギーに比例したγ線検出信号の波高値を保持する。

信号処理回路４０Ａ〜４０Ｄの、波高分析回路４４Ａ〜４４Ｄから出力される信号は、アナログの波高値信号であり、ＡＤＣ（アナログ・デジタル変換器）２１でデジタル信号に変換される。ＡＤＣ２１は、変換した波高値のデジタル信号を、データ処理装置３３に出力する。データ処理装置３３は、入力された波高値ごとに波高値信号をカウントする。データ処理装置３３は、例えば、波高値（γ線のエネルギー）に対するそのカウント数（γ線のカウント数）の情報等を作成し、記憶装置（図示せず）に記憶させる。データ処理装置３３で作成された情報は表示装置３４で表示される。

次に、放射線検出装置３０の作用について適宜図面を参照しながら説明する。γ線が検出器１（図１（ａ）参照、以下同じ）の臭化タリウム結晶１１ａ（図１（ｂ）参照）に入射して光電効果によって一次電子を生じると、臭化タリウム結晶１１ａでは、一次電子と相互作用を及ぼし合うことによって、γ線が持つエネルギーに比例した数の正孔および電子が対になって生成される。

分割電極１４Ａ（図１（ｂ）参照）と共通電極１５（図１（ｂ）参照）との間には、直流高圧電源２０（図２参照）から、例えば、最初、−４００Ｖの電圧が印加されているとする。分割電極１４Ｂ〜１４Ｄ（図１（ｂ）参照）と共通電極１５との間も同じである。前記のγ線が検出部１０ａ（図１（ｂ）参照）に入射し、一次電子と臭化タリウム結晶１１ａの相互作用が検出部１０ａで行われたとすると、正孔は共通電極１５の共通電極板１７（図１（ｂ）参照）側に移動し、電子は分割電極１４Ａの分割電極板１６Ａ（図１（ｂ）参照）側に移動する。そして、検出器１は、分割電極板１６Ａに収集された電子の量、つまり電荷の大きさによって、臭化タリウム結晶１１ａに入射したγ線のエネルギーの大きさを示すγ線検出信号を出力する。ここで、正孔・電子とも最短距離の電極に収集されるので、検出部１０ａで相互作用が生じると、電子が分割電極１４Ａに収集されることとなる。これにより、合わせて４つの分割電極板１６Ａ〜１６Ｄのうち、どの電極板にγ線検出信号を出力するかによって、臭化タリウム結晶１１ａ中のγ線が入射した位置の情報を得ることができる。

ところで、臭化タリウム結晶１１ａによって長時間γ線の検出を続けると、発生した電荷の一部がイオンの形で電極付近に蓄積し、印加した電圧を部分的に打ち消して、正孔および電子の収集を妨害する現象、すなわちポーラリゼーションが起こる。
しかし、本実施形態の検出器１においては、分割電極１４Ａ〜１４Ｄの直下に第１タリウム電極１２Ａ〜１２Ｄ（図１（ｂ）参照）、共通電極１５の直上に第２タリウム電極１３（図１（ｂ）参照）を設けてあるので、タリウム金属原子の陽イオン化反応およびその逆反応によって、電極付近に蓄積した電荷をキャンセルすることができる。この陽イオン化反応およびその逆反応の何れかが極端に進行することによって第１タリウム電極１２Ａ〜１２Ｄあるいは第２タリウム電極１３の何れかが消耗するのを防止するため、直流高圧電源２０の正負電圧の極性は、一定時間ごと、例えば、３０時間ごとに逆転させる。

例えば、前記のように、分割電極１４Ａ〜１４Ｄと共通電極１５との間に最初、−４００Ｖの電圧が印加されているとすると、３０時間経過後に電圧を＋４００Ｖに逆転させる。この場合、発生した正孔は、分割電極１４Ａ〜１４Ｄの分割電極板１６Ａ〜１６Ｄ側に移動する。そして、検出器１は、分割電極板１６Ａに収集された正孔の量、つまり電荷の大きさによって、臭化タリウム結晶１１ａに入射したγ線のエネルギーの大きさを示すγ線検出信号を出力する。
このようにして、放射線検出装置３０では、およそ５００時間以上にわたり連続して放射線計測を続けることが可能である。

ここで、本発明者らは、前記の検出器１を２５６個用いて検出チャンネル数１０２４（＝２５６×４）の放射線検出装置３０を構成し、^５７Ｃｏ（コバルト５７）の１２２ｋｅＶγ線を使用して、その特性を５００時間以上にわたり連続して測定した。
そして、２５６個の検出器１から得た１０２４個の波高値信号に基づいて、エネルギー１２２ｋｅＶのγ線スペクトルを１０２４個得ることができる。そして、得られたγ線スペクトル１０２４個のエネルギー分解能の経過時間依存性について検討した。

その結果、前記１０２４個のγ線スペクトルのエネルギー分解能の平均値として、最初の３０分間で７％、５００時間経過した後の３０分間でも７％という値を得ることができた。

これに対して、絶縁スペーサ１８、１９を設けずに検出器１’（不図示、以下同じ）を構成した場合、複数の分割電極板１６Ａ〜１６Ｄが、導電性接着剤によってそれぞれ分割電極１４Ａ〜１４Ｄに接続されるが、分割して形成した第１タリウム電極１２Ａ〜１２Ｄおよび分割電極１４Ａ〜１４Ｄの間に臭化タリウム結晶１１ａの露出面が存在しているため、導電性接着剤の一部が分割電極１４Ａ〜１４Ｄと分割電極板１６Ａ〜１６Ｄの間からはみ出して臭化タリウム結晶１１ａの露出面に接触することがある。このため、分割電極１４Ａ〜１４Ｄまたは分割電極板１６Ａ〜１６Ｄと、臭化タリウム結晶１１ａとが、第１タリウム電極１２Ａ〜１２Ｄを介さずに短絡してしまう結果になる。

このような短絡が生じると、検出器１’においてポーラリゼーションの防止が不十分となり、検出器１’を用いて構成される放射線検出装置３０’（不図示、以下同じ）では、長時間にわたり連続して放射線計測を続けることが不可能になる。

比較例として、絶縁スペーサ１８、１９を設けずに検出器１’を２５６個製作し、検出チャンネル数１０２４の放射線検出装置３０’を構成して、同様に^５７Ｃｏ（コバルト５７）の１２２ｋｅＶγ線を使用してその特性を測定した。
得られたγ線スペクトル１０２４個のエネルギー分解能の平均値は、最初の３０分間では７．５％であったが、１０時間経過した後の３０分間では１８％に劣化し、長時間にわたる放射線検出性能に関して、本実施形態の前記結果を下回った。

また、絶縁スペーサ１８、１９を、酸化タリウムやフッ化タリウムではなく、例えば、タリウムで構成した検出器１’’（不図示、以下同じ）では、次のような不具合が生じる。すなわち、臭化タリウム結晶１１ａの上面に被着したタリウムに対して酸化処理やフッ化処理を行わずに、第１タリウム電極１２Ａ〜１２Ｄ、絶縁スペーサ１８、および絶縁スペーサ１９を一体として、全てタリウムで構成した場合には、タリウム自体が導電性であるために複数の分割電極１４Ａ〜１４Ｄ相互の間で信号のクロストークが生じてしまい、複数の分割電極１４Ａ〜１４Ｄを形成したにもかかわらず、検出器１’’は、複数チャンネルの検出部を有する検出器１’’として機能しなくなる。

以上説明した本実施形態の検出器１は、図３に示すような核医学診断装置としてのＳＰＥＣＴ撮像装置５０に適用することができる。同図に示すように、ＳＰＥＣＴ撮像装置５０は、一対の放射線検出ブロック５２，５２、回転支持台５７、データ処理装置３３、および表示装置３４を備えている。

放射線検出ブロック５２，５２は、回転支持台５７に周方向に１８０度ずれた位置に配置される。具体的には、それぞれの放射線検出ブロック５２，５２の各ユニット支持部材５６（一方のみ図示）が周方向に１８０度隔てた位置で回転支持台に取り付けられる。そして、ユニット支持部材５６に、結合基板５３を含む複数の検出器ユニット５３Ａが着脱可能に取り付けられる。検出器１は、コリメータ５５で仕切られる領域Ｋに多段に複数配置される（不図示）。コリメータ５５は、放射線遮蔽材（例えば、鉛、タングステン等）から形成され、放射線（例えば、γ線）を通過する多数の放射線通路を形成している。
全ての結合基板５３およびコリメータ５５は、回転支持台５７に設置された遮光・電磁シールド５４内に配置される。この遮光・電磁シールド５４は、γ線以外の電磁波の検出器１等への影響を遮断している。

このようなＳＰＥＣＴ撮像装置５０では、放射性薬剤が投与された被検体Ｈが載置されるベッド３２が移動され、被検体Ｈは、一対の放射線検出ブロック５２の間に移動される。そして、回転支持台５７が回転されることによって、各放射線検出ブロック５２が被検体Ｈの周囲を旋回して検出が開始される。
そして、放射性薬剤が集積した被検体Ｈ内の集積部（例えば、患部）Ｄからγ線が放出されると、放出されたγ線がコリメータ５５の放射線通路を通って対応する検出器１に入射する。そして、検出器１は、γ線検出信号を出力し、このγ線検出信号は、前記したアナログ計測回路４０（図２参照）等で処理され、その後、データ処理装置３３で、波高値（γ線のエネルギー）に対するそのカウント数（γ線のカウント数）の情報等が作成されて、その情報等が表示装置３４に表示される。

以下では、本実施形態において得られる効果を説明する。
第１タリウム電極１２Ａ〜１２Ｄの側方における、臭化タリウム結晶１１ａの表面が露出する可能性のある部分（第１タリウム電極１２Ａ〜１２Ｄの間部分、第１タリウム電極１２Ａ、１２Ｄの外側側方部分）が、絶縁スペーサ１８、１９で被覆されているので、分割電極板１６Ａ〜１６Ｄを接着するための導電性接着剤の一部が、仮に、分割電極１４Ａ〜１４Ｄと分割電極板１６Ａ〜１６Ｄとの間からはみ出して、これが臭化タリウム結晶１１ａ側に流れる事態が生じても、分割電極１４Ａ〜１４Ｄ（第２層）やこれに接着された分割電極板１６Ａ〜１６Ｄと、臭化タリウム結晶１１ａと、が第１タリウム電極１２Ａ〜１２Ｄを介さずに短絡してしまうことが阻止される。これにより、ポーラリゼーションを好適に防止することができる。
また、第１タリウム電極１２Ａ〜１２Ｄ同士の間が絶縁スペーサ１８によって絶縁されることとなるので、第１タリウム電極１２Ａ〜１２Ｄの間で信号のクロストークが生じるのを好適に防止することができる。

また、本実施形態の検出器１を適用したＳＰＥＣＴ撮像装置５０では、検出器１において複数チャンネルの検出部１０ａ〜１０ｄに対応する複数の第１タリウム電極１２Ａ〜１２Ｄ間でクロストークを生じることなく、ポーラリゼーションを好適に防止することができるので、長時間にわたり、例えば、５００時間以上にわたり連続して撮像を可能にすることができる。
したがって、経済効果が高く、コストの低減も図ることができる。

（第２実施形態）
本発明の第２実施形態の検出器を説明する。本実施形態の検出器１０１は、図４（ａ）に示すように、１枚の半導体素子１１１と、半導体素子１１１の一方の面（上面）に配置された第１分割電極板１１６Ａ〜１１６Ｄ、および他方の面（下面）に配置された第２分割電極板１１７Ａ〜１１７Ｄから構成されている。

半導体素子１１１は、図４（ｂ）に示すように、平板状に形成された臭化タリウム結晶１１１ａを備え、その一方の面（上面）には、薄い膜状の４つの第１タリウム電極１１２Ａ〜１１２Ｄと、さらにその上面の、薄い膜状の４つの第１分割電極１１４Ａ〜１１４Ｄが形成され、他方の面（下面）には、薄い膜状の４つの第２タリウム電極１１３Ａ〜１１３Ｄと、さらにその下面の、薄い膜状の４つの第２分割電極１１５Ａ〜１１５Ｄが形成されている。

臭化タリウム結晶１１１ａの第１分割電極板１１６Ａ〜１１６Ｄが形成された面のうち、第１タリウム電極１１２Ａと１１２Ｂの間の領域、第１タリウム電極１１２Ｂと１１２Ｃの間の領域、第１タリウム電極１１２Ｃと１１２Ｄの間の領域には、第１タリウム電極１１２Ａ〜１１２Ｄおよび第１分割電極１１４Ａ〜１１４Ｄを分離絶縁するための第１絶縁スペーサ１１８が形成されている。また、臭化タリウム結晶１１１ａの第１分割電極板１１６Ａ〜１１６Ｄが形成された面のうち、第１タリウム電極１１２Ａよりも外側の領域、および第１タリウム電極１１２Ｄよりも外側の領域には、第１絶縁スペーサ１１９が形成されている。同様に、臭化タリウム結晶１１１ａの第２分割電極板１１７Ａ〜１１７Ｄが形成された面のうち、第２タリウム電極１１３Ａと１１３Ｂの間の領域、第２タリウム電極１１３Ｂと１１３Ｃの間の領域、第２タリウム電極１１３Ｃと１１３Ｄの間の領域には、第２タリウム電極１１３Ａ〜１１３Ｄおよび第２分割電極１１５Ａ〜１１５Ｄを分離絶縁するための第２絶縁スペーサ１２０が形成されている。また、臭化タリウム結晶１１１ａの第２分割電極板１１７Ａ〜１１７Ｄが形成された面のうち、第２タリウム電極１１３Ａよりも外側の領域、および第２タリウム電極１１３Ｄよりも外側の領域には、第２絶縁スペーサ１２１が形成されている。

本実施形態では、第１タリウム電極１１２Ａ〜１１２Ｄと第２タリウム電極１１３Ａ〜１１３Ｄとの寸法、第１分割電極１１４Ａ〜１１４Ｄと第２分割電極１１５Ａ〜１１５Ｄとの寸法、第１絶縁スペーサ１１８と第２絶縁スペーサ１２０との寸法、第１絶縁スペーサ１１９と第２絶縁スペーサ１２１との寸法は、それぞれ互いに同じ寸法としてある。

本実施形態では、一つの検出素子１１１に、第１分割電極１１４Ａ〜１１４Ｄおよび第１タリウム電極１１２Ａ〜１１２Ｄと、第２分割電極１１５Ａ〜１１５Ｄおよび第２タリウム電極１１３Ａ〜１１３Ｄで仕切られてチャンネルをなす検出部が、計４つ設けられている（検出部：この例では、図４（ｂ）に示すように、符号１１０ａ〜１１０ｄで示される領域）。

ここで、臭化タリウム結晶１１１ａの厚さを、例えば、１．２ｍｍ、第１タリウム電極１１２Ａ〜１１２Ｄおよび第２タリウム電極１１３Ａ〜１１３Ｄを形成する面の寸法を、例えば、５．２ｍｍ×５．０ｍｍの薄板状体としてある。
第１タリウム電極１１２Ａ〜１１２Ｄおよび第２タリウム電極１１３Ａ〜１１３Ｄの厚さは、例えば、２０ｎｍとしてある。また、第１分割電極１１４Ａ〜１１４Ｄおよび第２分割電極１１５Ａ〜１１５Ｄは、金または白金のいずれかを用いて形成されており、その厚さは、例えば、５０ｎｍとしてある。
第１タリウム電極１１２Ａ〜１１２Ｄおよび第２タリウム電極１１３Ａ〜１１３Ｄの寸法は、例えば、１．２ｍｍ×５．０ｍｍとしてあり、第１分割電極１１４Ａ〜１１４Ｄおよび第２分割電極１１５Ａ〜１１５Ｄの寸法は、例えば、１．２ｍｍ×５．０ｍｍとしてある。

また、第１分割電極板１１６Ａ〜１１６Ｄが第１分割電極１１４Ａ〜１１４Ｄに接する部分の寸法、および第２分割電極板１１７Ａ〜１１７Ｄが第２分割電極１１５Ａ〜１１５Ｄに接する部分の寸法は、例えば、１．２ｍｍ×５．０ｍｍとしてある。
第１絶縁スペーサ１１８、第１絶縁スペーサ１１９、第２絶縁スペーサ１２０、第２絶縁スペーサ１２１の厚さは、例えば、約３０ｎｍとしてある。また、第１絶縁スペーサ１１８および第２絶縁スペーサ１２０の幅は、例えば、０．１ｍｍとしてあり、第１絶縁スペーサ１１９および第２絶縁スペーサ１２１の幅は、例えば、０．０５ｍｍとしてある。
なお、前記した各寸法は、一例を示すものであり、前記各寸法に限定される趣旨ではない。

次に、このような第１タリウム電極１１２Ａ〜１１２Ｄ、第２タリウム電極１１３Ａ〜１１３Ｄ、第１分割電極１１４Ａ〜１１４Ｄ、および第２分割電極１１５Ａ〜１１５Ｄを備えた検出素子１１１の製作工程を説明する。
はじめに、平板状に形成された臭化タリウム結晶１１１ａの５．２ｍｍ×５．０ｍｍの一方の面に、電子ビーム蒸着法によってタリウムを２０ｎｍ被着し、続いて金あるいは白金の何れかを５０ｎｍ被着し、リフトオフ法によって加工して、まず第１分割電極１１４Ａ〜１１４Ｄを形成する。

その後、被着したタリウムのうち前記第１分割電極１１４Ａ〜１１４Ｄで被覆されていない領域を、酸素プラズマによって酸化して酸化タリウムとするか、あるいは四フッ化炭素（ＣＦ_４）のプラズマによってフッ化してフッ化タリウムとすることにより、第１絶縁スペーサ１１８および第１絶縁スペーサ１１９を形成する。その結果として、第１タリウム電極１１２Ａ〜１１２Ｄが形成される。
同様に、臭化タリウム結晶１１１ａの前記第１分割電極１１４Ａ〜１１４Ｄを形成した面と反対側の面に、第２分割電極１１５Ａ〜１１５Ｄ、第２絶縁スペーサ１２０、第２絶縁スペーサ１２１、および第２タリウム電極１１３Ａ〜１１３Ｄを形成する。
これによって、検出素子１１１が得られる。

このようにして得られた検出素子１１１に、図４（ｂ）（ｃ）に示すように、第１分割電極１１４Ａ〜１１４Ｄ、第２分割電極１１５Ａ〜１１５Ｄ、第１分割電極板１１６Ａ〜１１６Ｄ、および第２分割電極板１１７Ａ〜１１７Ｄを、導電性接着剤によってそれぞれ接続する。これによって、検出器１０１（図４（ａ）、（ｂ）参照）が作製される。

ここで、第１分割電極板１１６Ａ〜１１６Ｄおよび第２分割電極板１１７Ａ〜１１７Ｄは、薄板状の部材であり、例えば、鉄−ニッケル合金、鉄−ニッケル−コバルト合金、クロム、タンタルのうち、少なくとも１つから構成される。接着に使用される導電性接着剤としては、前記と同様に、例えば、金属粉（銀）などの導電性粒子を有機高分子材料からなる絶縁性の樹脂バインダ中に分散したものが用いられる。

次に、前記した検出器１０１を用いて構成される放射線検出装置１３０について説明する。
図５に構造を簡略化して示すように、放射線検出装置１３０では、検出器１０１に対して、直流高圧電源２０が接続されるとともに、アナログ計測回路１４０に設けられた信号処理回路１４０Ａ〜１４０Ｄが接続されている。直流高圧電源２０は、スイッチ１４５によって接続を切替えることが可能であり、例えば、最初、第２分割電極板１１７Ａ〜１１７Ｄに共通して接続されるが、３０時間ごとに接続を切替えて第１分割電極板１１６Ａ〜１１６Ｄに共通して接続される。信号処理回路１４０Ａ〜１４０Ｄは、スイッチ１４６Ａ〜１４６Ｄによって接続を切替えることが可能であり、例えば、それぞれ最初、第１分割電極板１１６Ａ〜１１６Ｄに別々に接続されるが、３０時間ごとに接続を切替えて第２分割電極板１１７Ａ〜１１７Ｄに別々に接続される。信号処理回路１４０Ａ〜１４０Ｄは、抵抗を介してそれぞれ接地されている。直流高圧電源２０は、検出器１０１に電荷収集用の電圧として、−４００〜−８００Ｖを印加する。

アナログ計測回路１４０の信号処理回路１４０Ａ〜１４０Ｄは、それぞれ検出器１０１の１つのチャンネルに対応して設けられている。
信号処理回路１４０Ａは、γ線検出信号に基づきγ線の波高値を求めることを目的として、チャージアンプ１４１Ａ、シェーピングアンプ１４２Ａ、ゲート積分器１４３Ａ、および波高分析回路１４４Ａを備えている。そして、これらのチャージアンプ１４１Ａ、シェーピングアンプ１４２Ａ、ゲート積分器１４３Ａ、および波高分析回路１４４Ａが、この順に接続されている。この点は、信号処理回路１４０Ｂ、１４０Ｃ、１４０Ｄにおける、１４１Ｂ〜１４４Ｂ、１４１Ｃ〜１４４Ｃ、１４１Ｄ〜１４４Ｄも同様である。

検出器１０１の第１分割電極板１１６Ａあるいは第２分割電極板１１７Ａから出力されたγ線検出信号は、チャージアンプ１４１Ａ、シェーピングアンプ１４２Ａで増幅される。増幅されたγ線検出信号は、ゲート積分器１４３Ａで一定時間、例えば５０μｓ積分された後、波高分析回路１４４Ａに入力される。ゲート積分器１４３Ａの積分時間は、一発のγ線が検出器１０１に入射して発生した電荷が、第１分割電極板１１６Ａあるいは第２分割電極板１１７Ａに収集されるのに十分な時間とされている。また、ゲート積分器１４３Ａの積分時間は、一発のγ線に対応してシェーピングアンプ１４２Ａが出力する信号の時間に対応して、γ線一発ごとにゲート積分器１４３Ａの積分時間を変えるようにしてもよい。波高分析回路１４４Ａは、検出信号の最大値、つまり検出したγ線のエネルギーに比例したγ線検出信号の波高値を保持する。

信号処理回路１４０Ａ〜１４０Ｄの、波高分析回路１４４Ａ〜１４４Ｄから出力される信号は、アナログの波高値信号であり、ＡＤＣ２１でデジタル信号に変換される。ＡＤＣ２１は、変換した波高値のデジタル信号を、データ処理装置３３に出力する。データ処理装置３３は、入力された波高値ごとに波高値信号をカウントする。データ処理装置３３は、例えば、波高値（γ線のエネルギー）に対するそのカウント数（γ線のカウント数）の情報等を作成し、記憶装置（図示せず）に記憶させる。データ処理装置３３で作成された情報は表示装置３４で表示される。

本実施形態の放射線検出装置１３０の作用は、前記第１実施形態の放射線検出装置３０と同様であるので、ここでは省略するが、本実施形態では、４つの第１分割電極板１１６Ａ〜１１６Ｄのうちのどの電極板にγ線検出信号を出力するか、あるいは４つの第２分割電極板１１７Ａ〜１１７Ｄのどの電極板にγ線検出信号を出力するかによって、臭化タリウム結晶１１１ａ（図４（ｂ）参照）中のγ線が入射した位置の情報を得ることができる。

本実施形態の検出器１０１においては、第１タリウム電極１１２Ａ〜１１２Ｄ（図４（ｂ）参照）および第２タリウム電極１１３Ａ〜１１３Ｄ（図４（ｂ）参照）を設けてあるので、前記第１実施形態で説明した検出器１と同様に、タリウム金属原子の陽イオン化反応およびその逆反応によって、電極付近に蓄積した電荷をキャンセルすることができる。
例えば、直流高圧電源２０から印加する電圧の方向を３０時間ごとに逆転させることによって、第１タリウム電極１１２Ａ〜１１２Ｄあるいは第２タリウム電極１１３Ａ〜１１３Ｄが消耗するのを防止できる。
このようにして、本実施形態の放射線検出装置１３０においても、第１実施形態の放射線検出装置３０と同様に、５００時間以上にわたり連続して放射線計測を続けることが可能である。

また、検出素子１０１の両面が、分割された第１分割電極板１１６Ａ〜１１６Ｄと第２分割電極板１１７Ａ〜１１７Ｄとからそれぞれ構成されているので、一次電子と臭化タリウム結晶１１１ａとの相互作用が行われた際に生成された電子が移動する側の電極板が、アナログ計測回路１４０側に接続されるように切り換えることによって、生成された電子をγ線検出信号として読み出すことができる。つまり、正孔よりも速度の速い電子をγ線検出信号として常に読み出すことができるようになり、応答性の高い放射線検出装置１３０が得られる。
したがって、比較的早いレートでγ線が入射しても、応答性よくγ線検出信号を読み出すことができ、検出器１０１の飽和を抑えることができる。これにより、安定性の高い放射線検出装置１３０が得られる。

以上説明した本実施形態の検出器１０１は、前記第１実施形態と同様に、図３に示すように、核医学診断装置としてのＳＰＥＣＴ撮像装置５０に適用することができる。
このようなＳＰＥＣＴ撮像装置５０では、検出器１０１において複数チャンネルの検出部に対応する複数の電極間のクロストークなしにポーラリゼーションを好適に防止することができるので、長時間にわたり、例えば、５００時間以上にわたり連続して撮像を可能にすることができる。

以上説明した第１、第２実施形態の検出器１、１０１は、前記したＳＰＥＣＴ撮像装置５０に限られることはなく、ガンマカメラ、ＰＥＴ撮像装置等に対しても用いることができる。
図６はＰＥＴ撮像装置７０を示した図であり、このＰＥＴ撮像装置７０は、中央部分に円柱状の計測空間（計測領域）７１ａを有する撮像装置７１、被検体Ｈを支持して長手方向に移動可能なベッド３２、データ処理装置３３、および表示装置３４を主として備えて構成される。

撮像装置７１には、計測空間７１ａを取り囲むようにして、前記検出器１（または１０１）が配線基板に多数搭載されたプリント基板Ｐが配置されている。
このようなＰＥＴ撮像装置７０では、前記した放射線検出装置３０（または１３０）に用いられる直流高圧電源２０、アナログ計測回路４０（または１４０）、ＡＤＣ（アナログ・デジタル変換器）２１、図示しないデジタルＡＳＩＣ（データ処理回路）等を備え、波高値、時刻、検出器１（または１０１）の検出チャンネルＩＤを有するパケットが作成され、この作成されたパケットがデータ処理装置３３に入力されるようになっている。

検査時には、被検体Ｈの体内から放射性薬剤に起因して放射されたγ線が、検出器１（または１０１）によって検出される。すなわち、ＰＥＴ用の放射性薬剤から放出された陽電子の消滅時に一対のγ線が約１８０度の反対方向に放出され、多数の検出器１（または１０１）のうちの別々の検出チャンネルで検出される。検出されたγ線検出信号は、該当するアナログ計測回路４０（または１４０）からＡＤＣ２１を介してデジタルＡＳＩＣに入力されて前記したように信号処理が行われ、γ線を検出した検出チャンネルの位置情報およびγ線の検出時刻情報がデータ処理装置３３に入力される。
そして、データ処理装置３３によって、１つの陽電子の消滅により発生した一対のγ線を一個として計数（同時計数）し、その一対のγ線を検出した２つの検出チャンネルの位置をそれらの位置情報を基に特定する。また、データ処理装置３３は、同時計数で得た計数値および検出チャンネルの位置情報を用いて、放射性薬剤の集積位置、すなわち腫瘍位置での被検体Ｈの断層像情報（画像情報）を作成する。この断層像情報は表示装置３４に表示される。

このようなＰＥＴ撮像装置７０では、検出器１（または１０１）において複数チャンネルの検出部に対応する複数の電極間のクロストークなしにポーラリゼーションを好適に防止することができるので、長時間にわたり、例えば、５００時間以上にわたり連続して撮像を可能にすることができる。

本発明の第１実施形態の半導体放射線検出器を模式的に示した図であり、（ａ）は斜視図、（ｂ）は半導体放射線検出器を構成する半導体素子の端面図、（ｃ）は分解斜視図である。 本発明の第１実施形態の半導体放射線検出器を用いて構成した放射線検出装置を示したブロック図である。 本発明の第１、第２実施形態の半導体放射線検出器を適用した単光子放射断層撮像装置（ＳＰＥＣＴ撮像装置）の概略構成図である。 本発明の第２実施形態の半導体放射線検出器を模式的に示した図であり、（ａ）は斜視図、（ｂ）は半導体放射線検出器を構成する半導体素子の端面図、（ｃ）は分解斜視図である。 本発明の第２実施形態の半導体放射線検出器を用いて構成した放射線検出装置を示したブロック図である。 本発明の第１、第２実施形態の半導体放射線検出器を適用した陽電子放出型断層撮像装置（ＰＥＴ撮像装置）を示した概略構成図である。

符号の説明

１ 検出器（半導体放射線検出器）
１０ａ〜１０ｄ 検出部
１１ 検出素子（半導体素子）
１１ａ 臭化タリウム結晶（半導体結晶としての臭化タリウム）
１２Ａ〜１２Ｄ 第１タリウム電極
１３ 第２タリウム電極
１４Ａ〜１４Ｄ 分割電極
１５ 共通電極
１６Ａ〜１６Ｄ 分割電極板
１７ 共通電極板
１８、１９ 絶縁スペーサ
３０ 放射線検出装置
４０ アナログ計測回路
５０ ＳＰＥＣＴ撮像装置
５２ 放射線検出ブロック
５３ 結合基板（配線基板）
７０ ＰＥＴ撮像装置
７１ａ 計測空間
１０１ 検出器
１１０ａ〜１１０ｄ 検出部
１１１ 半導体素子
１１１ａ 臭化タリウム結晶（半導体結晶としての臭化タリウム）
１１２Ａ〜１１２Ｄ 第１タリウム電極
１１３Ａ〜１１３Ｄ 第２タリウム電極
１１４Ａ〜１１４Ｄ 第１分割電極
１１５Ａ〜１１５Ｄ 第２分割電極
１１６Ａ〜１１６Ｄ 第１分割電極板
１１７Ａ〜１１７Ｄ 第２分割電極板
１１８、１１９ 第１絶縁スペーサ
１２０、１２１ 第２絶縁スペーサ
１３０ 放射線検出装置
１４０ アナログ計測回路
Ｈ 被検体
Ｐ プリント基板（配線基板）

Claims (4)

1. カソード電極およびアノード電極で挟まれる検出素子が半導体結晶として臭化タリウムを用いてなり、少なくとも前記カソード電極または前記アノード電極が前記検出素子の一つの面に二つ以上配置されて別個のチャンネルをなす検出部が複数設けられた半導体放射線検出器であって、
   前記カソード電極および前記アノード電極は、二層の積層構造とされ、前記検出素子側の第１層がタリウムであり、
   前記検出素子は、
   前記カソード電極または前記アノード電極が二つ以上配置される側において、前記カソード電極または前記アノード電極の側方における前記半導体結晶の露出面が、前記タリウムの酸化物あるいはフッ化物のいずれかからなる絶縁スペーサで被覆されていることを特徴とする半導体放射線検出器。
2. 前記カソード電極および前記アノード電極は、前記検出素子の両面にそれぞれ二つ以上同じ数だけ対応させて設けられており、対応する前記カソード電極および前記アノード電極によって、前記検出部が複数設けられていることを特徴とする請求項１に記載の半導体放射線検出器。
3. 前記カソード電極および前記アノード電極は、第２層が金あるいは白金のいずれかであることを特徴とする請求項１または請求項２に記載の半導体放射線検出器。
4. 請求項１から請求項３のいずれか１項に記載の半導体放射線検出器を用いた核医学診断装置であって、
   複数の前記半導体放射線検出器が取り付けられた配線基板を有し、被検体を支持するベッドが挿入される計測領域を取り囲み、前記計測領域の周囲に配置された複数のプリント基板と、
   複数の前記半導体放射線検出器から出力された放射線検出信号を基に得られた情報を用いて画像を生成する画像情報作成装置と、を備えたことを特徴とする核医学診断装置。
   

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