JPH11337645A - 核医学診断装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】 本発明は、被検体に投与される放射性同位元
素（ＲＩ）の核種や半導体検出器の半導体セルに入射す
るガンマ線のエネルギーに応じて半導体セルに印加する
印加電圧を調整することにより、エネルギー分解能や計
数特性（時間分解能）を向上させ、小型軽量化が可能な
核医学診断装置を提供する。 【解決手段】 被検体に投与されるＲＩの核種や被検体
から放出されるガンマ線のエネルギーに関する情報がキ
ーボード２０から入力されると、核種／エネルギー識別
回路２２は、その入力情報を基にして印加電圧を示す電
圧情報を高電圧ユニット２の電圧制御部２ａに出力す
る。高電圧ユニット２では、その電圧情報を基にして半
導体セル１ａ、１ｂ、・・・、１ｎに印加する印加電圧
を調整し、その調整した印加電圧を半導体セル１ａ、１
ｂ、・・・、１ｎに印加する。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、患者等の被検体に
投与された放射性同位元素（ラジオアイソトープ、Ｒ
Ｉ）により放出されるガンマ（γ）線のような放射線を
１次元または２次元的に検出して被検体内のＲＩ分布を
得るための核医学診断装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】患者等の被検体に放射性同位元素（ラジ
オアイソトープ、ＲＩ）を注入し、その体内から放出さ
れるガンマ線（γ）のような放射線を１次元または２次
元検出器によって検出してＲＩ分布を取得することによ
り、体内の病変部、血流量、脂肪酸代謝量等の機能分布
像を表示するシングルフォトンエミッションコンピュー
タ断層法（ＳＰＥＣＴ）を用いたＳＰＥＣＴ装置や、複
数の検出器を備え、ポジトロン（陽電子）がエレクトロ
ン（電子）と結合して消滅する際に１８０°方向に放出
されるガンマ線を同時検出してイメージングを行う同時
検出型ポジトロンエミッションコンピュータ断層法（Ｐ
ＥＣＴ）を用いたＰＥＴ装置が知られている。また、最
近では、ＳＰＥＣＴと同時検出型ＰＥＴを行うために複
数の検出器を備えたＳＰＥＣＴ装置が知られるようにな
ってきている。これらの装置全般を核医学診断装置と総
称する。

【０００３】

【発明が解決しようとする課題】従来のＳＰＥＣＴ装置
では、シンチレータと光電子増倍管（ＰＭＴ）を複数ち
ょう密に配置してガンマ線を検出するアンガー型検出器
が主流を占めていたが、ＳＰＥＣＴ装置が大型になって
いた他、エネルギー分解能や計数特性等に限界があるた
め、現状以上の飛躍的な性能向上は望めなかった。

【０００４】一方、同時検出型ＰＥＴ装置では、酸化ビ
スマスゲルマニウム（ＢＧＯ）検出器と光電子増倍管や
フォトダイオードの組み合わせにより、ガンマ線が１８
０°方向に放出されるタイミングを同時検出してイメー
ジングを行う方法が主流である。

【０００５】さらに、最近では、複数の検出器を有する
アンガー型検出器を用い、同時計数型ＰＥＴをモード切
替によって実現できる核医学診断装置が台頭し、主流に
なりつつある。

【０００６】しかし、いずれの核医学診断装置において
も、ガンマ線を検出する検出器が主としてシンチレータ
で構成されており、この検出器に入射したガンマ線をシ
ンチレータによって一旦微弱な光に変換し、この微弱な
光を光電子倍増管やフォトダイオード等で電気信号に変
換する必要がある。そのため、核医学診断装置が大型と
なり、またその性能に限界があった。

【０００７】そこで、注目されてきているのがテルル化
カドミウム（ＣｄＴｅ）やテルル化カドミウム亜鉛（Ｃ
ｄＺｎＴｅ）等の半導体セルで構成されている半導体検
出器である。この半導体検出器はガンマ線を直接に電気
信号に変換するので（いわゆる直接変換型）、電気信号
への変換効率がよく、しかも半導体セルでガンマ線を個
別に検出できる。従って、このような半導体セルを１次
元または２次元に複数配置して１次元または２次元検出
器を構成することにより、エネルギー分解能や計数特性
（時間分解能）の向上、および核医学診断装置の大幅な
小型軽量化が期待されている。

【０００８】ところで、このような半導体検出器では、
半導体セルに電圧印加電極および信号取り出し電極を形
成し、その両端に所定の電圧を印加している。ガンマ線
が半導体検出器に入射した場合、ガンマ線が半導体セル
で吸収された時にそのエネルギー量に応じて発生する所
定量の電荷が信号取り出し電極に誘導される。その誘導
電荷をチャージアンプでチャージアップし、ピーク値が
ガンマ線のエネルギー値に反映する信号に変換する波形
整形回路を通して適切な信号処理を行い、核医学診断用
のＲＩ画像を再構成している。

【０００９】しかし、電圧印加電極を介して半導体セル
に印加される電圧に応じてガンマ線のエネルギー分解能
や陽電子の発生時間を計測するための時間分解能が変化
するが、このエネルギー分解能と時間分解能とはトレー
ドオフの関係にあるのが一般的であるので、ＳＰＥＣＴ
と同時計数型ＰＥＴの兼用を望む場合においてはエネル
ギー分解能または時間分解能のどちらかの性能を犠牲に
しなければならなかった。

【００１０】本発明は上記事情に鑑みてなされたもので
あり、本発明の目的は、被検体に投与されるＲＩの核種
や半導体検出器の半導体セルに入射するガンマ線のエネ
ルギーを基にして半導体セルに印加する電圧を調整する
ことにより、収集の対象に応じてエネルギー分解能また
は計数特性（時間分解能）を向上させるとともに、小型
軽量化が可能な核医学診断装置を提供することにある。

【００１１】

【課題を解決するための手段】上記課題を解決するため
に、請求項１に記載の発明は、被検体から放出された放
射線を検出する放射線半導体検出器を備えた核医学診断
装置において、前記放射線半導体検出器内の半導体セル
に所定の電圧を印加する電圧印加手段と、被検体に投与
される放射性同位元素の核種または放射線のエネルギー
を基にして前記電圧印加手段によって印加される所定の
電圧を調整する調整手段とを備えたことを特徴とする。

【００１２】上記課題を解決するために、請求項２に記
載の発明は、被検体から放出された放射線を検出する放
射線半導体検出器を備えた核医学診断装置において、前
記放射線半導体検出器内の半導体セルに所定の電圧を印
加する電圧印加手段と、シングルフォトンを対象とする
収集を行う場合には前記半導体セルに第１の電圧を印加
するように前記電圧印加手段の動作を制御し、ポジトロ
ンを対象とする収集を行う場合には前記半導体セルに第
２の電圧を印加するように前記電圧印加手段の動作を制
御する制御手段とを備えたことを特徴とする。

【００１３】請求項２に記載の発明の核医学診断装置に
おいて、請求項３に記載の発明は、前記第１の電圧は前
記第２の電圧よりも低いことを特徴とする。

【００１４】上記課題を解決するために、請求項４に記
載の発明は、被検体から放出された放射線を検出する放
射線半導体検出器を備えた核医学診断装置において、前
記放射線半導体検出器内の半導体セルに所定の電圧を印
加する電圧印加手段と、放射線の入射計数率を基にして
前記電圧印加手段によって印加される所定の電圧を調整
する調整手段とを備えたことを特徴とする。

【００１５】請求項４に記載の発明の核医学診断装置に
おいて、請求項５に記載の発明は、前記調整手段は、放
射線の入射計数率が低い場合には前記電圧印加手段によ
って前記半導体セルに印加される電圧を減少させ、放射
線の入射計数率が高い場合には前記電圧印加手段によっ
て前記半導体セルに印加される電圧を増加させることを
特徴とする。

【００１６】請求項１から５までに記載の発明の核医学
診断装置において、請求項６に記載の発明は、前記半導
体セルはＣｄＴｅまたはＣｄＺｎＴｅによって構成され
ていることを特徴とする。

【００１７】請求項１から５までに記載の発明の核医学
診断装置において、請求項７に記載の発明は、前記半導
体セルはＰＩＮ構造を有していることを特徴とする。

【００１８】請求項１から５までに記載の発明の核医学
診断装置において、請求項８に記載の発明は、前記電圧
印加手段は−４００Ｖから−１５００Ｖの範囲内の負の
電圧を前記半導体セルに印加することを特徴とする。

【００１９】請求項１から５までに記載の発明の核医学
診断装置において、請求項９に記載の発明は、前記半導
体セルに形成される電極は放射線の入射方向に対して水
平方向に配置されていることを特徴とする。

【００２０】請求項１から５までに記載の発明の核医学
診断装置において、請求項１０に記載の発明は、前記半
導体セルに形成される電極は放射線の入射方向に対して
垂直方向に配置されていることを特徴とする。

【００２１】請求項１から５までに記載の発明の核医学
診断装置において、請求項１１に記載の発明は、前記電
圧印加手段によって前記半導体セルに印加される所定の
電圧は、所定時間内に段階的に増加または減少させるこ
とによって調整されることを特徴とする。

【００２２】

【発明の実施の形態】以下、本発明の実施の形態を図面
を参照して説明する。

【００２３】図１および図２は本発明の実施の形態の核
医学診断装置の構成を示すブロック図である。図１およ
び図２において、本発明の実施の形態の核医学診断装置
は、患者等の被検体から放出されたガンマ（γ）線のよ
うな放射線を検出する１次元または２次元に配置された
複数の半導体セル１ａ、１ｂ、・・・、１ｎと、電圧印
加電極（陰極）３０ａ、３０ｂ、・・・、３０ｎを通し
て半導体セル１ａ、１ｂ、・・・、１ｎに−４００Ｖか
ら−１５００Ｖの範囲内の負の印加電圧（−ＨＶ）を印
加する高電圧ユニット２と、信号取り出し電極（陽極）
３１ａ、３１ｂ、・・・、３１ｎを通して半導体セル１
ａ、１ｂ、・・・、１ｎからの誘導電荷をチャージアッ
プする複数のチャージアンプ３ａ、３ｂ、・・・、３ｎ
と、チャージアンプ３ａ、３ｂ、・・・、３ｎの出力を
低速で波形整形する複数の低速波形整形回路４ａ、４
ｂ、・・・、４ｎと、チャージアンプ３ａ、３ｂ、・・
・、３ｎの出力を高速で波形整形する複数の高速波形整
形回路５ａ、５ｂ、・・・、５ｎと、低速波形整形回路
４ａ、４ｂ、・・・、４ｎの出力波形のピーク値を検出
して記憶する複数のピークホールド（Ｐ／Ｈ）回路６
ａ、６ｂ、・・・、６ｎと、高速波形整形回路５ａ、５
ｂ、・・・、５ｎの出力を予め設定されている直流（Ｄ
Ｃ）電圧と比較する複数の比較器７ａ、７ｂ、・・・、
７ｎと、ピークホールド（Ｐ／Ｈ）回路６ａ、６ｂ、・
・・、６ｎの出力を選択するセレクタ８と、比較器７
ａ、７ｂ、・・・、７ｎの出力を基にしてアドレス信号
およびトリガ出力Ａ信号を出力するタイミング制御回路
９と、セレクタ８から出力されたエネルギー信号をＡ／
Ｄ（アナログ／デジタル）するＡ／Ｄ変換器１０と、タ
イミング制御回路９から出力されたアドレス信号および
トリガ出力Ａを基にしてＡ／Ｄ変換器１０から出力され
たエネルギー情報のゲイン調整やオフセット調整を行う
補正回路１１と、補正回路１１の出力に対してエネルギ
ー弁別処理を行う核医学専用のパルスハイトアナライザ
１２と、同時検出型ＰＥＴ（ポジトロンエミッションコ
ンピュータ断層法）において上述した回路系と同様な構
成を有する別の回路系のタイミング制御回路（図示しな
い）から出力されるトリガ出力Ｂ信号とタイミング制御
回路９から出力されるトリガ出力Ａ信号の発生のタイミ
ングを確認するタイミングアナライザ１３と、タイミン
グアナライザ１３の出力を基にして同時発生したかどう
かを判定する同時計数判定回路１４と、パルスハイトア
ナライザ１２の出力を基にして画像演算を行う画像演算
ユニット１５と、画像演算ユニット１５で得られた演算
結果を記憶する画像メモリ１６と、核医学診断装置全体
の制御を行うＣＰＵ（中央処理ユニット）１７と、ＳＰ
ＥＣＴ（シングルフォトンエミッションコンピュータ断
層法）や同時検出型ＰＥＴにおける収集制御を行う収集
制御ユニット１８と、メモリ１９と、オペレータによっ
てＳＰＥＣＴや同時計数型ＰＥＴの収集指示に関する収
集指示情報、被検体に投与される放射性同位元素（ラジ
オアイソトープ、ＲＩ）の核種や被検体から放出される
ガンマ線のエネルギーに関する核種／エネルギー情報等
を入力するためのキーボード２０と、モニタ２１と、キ
ーボード２０から入力された核種／エネルギー情報に応
じてＲＩの核種やガンマ線のエネルギーを識別し、その
識別結果を基にして半導体セル１ａ、１ｂ、・・・、１
ｎに印加するための印加電圧を示す電圧情報を高電圧ユ
ニット２に出力する核種／エネルギー識別回路２２とに
よって構成されている。

【００２４】なお、同時検出型ＰＥＴ等においては、１
次元または２次元に配置された複数の半導体セルによっ
てそれぞれ構成される２つの半導体検出器を被検体を挟
んで対向設置させる必要があるので、上述したガンマ線
の検出／信号処理のための回路系が２系統設けられる。
これにより、ＳＰＥＣＴおよび同時検出型ＰＥＴの両方
を最適に実行することが可能となる。

【００２５】ここで、本発明の実施の形態の核医学診断
装置に用いられる半導体検出器について説明する。

【００２６】半導体検出器に用いられる半導体セルは、
一般的には、テルル化カドミウム（ＣｄＴｅ）またはテ
ルル化カドミウム亜鉛（ＣｄＺｎＴｅ、ＣＺＴ）等の半
導体によってそれぞれ構成されている。このような半導
体セルを核医学診断装置用の検出器に応用する場合に
は、（１）図３（ａ）に示すように、被検体に注入され
たＲＩから放出されるガンマ線の入射方向に対して電圧
印加電極および信号取り出し電極（どちらの電極も例え
ば白金（Ｐｔ）で構成される）を垂直方向にしてＣＺＴ
結晶の半導体セルを挟んで１次元または２次元に配置す
る、または、（２）図３（ｂ）に示すように、ガンマ線
の入射方向に対して電圧印加電極（例えばＰｔで構成さ
れる）および信号取り出し電極（例えばインジウム（Ｉ
ｎ）で構成される）を水平方向にしてＣｄＴｅ結晶の半
導体セルを挟んで１次元または２次元に配置することが
可能である。

【００２７】図４は本発明の実施の形態の核医学診断装
置に用いられる図３に示す半導体セルに接続されている
チャージアンプの出力経過を示す図である。図４（ａ）
は図３（ａ）に示すように電圧印加電極および信号取り
出し電極がガンマ線の入射方向に対して垂直方向に配置
された半導体セルからの電荷をチャージアップしたチャ
ージアンプの出力経過を示し、図４（ａ）は図３（ｂ）
に示すように電圧印加電極および信号取り出し電極がガ
ンマ線の入射方向に対して水平方向に配置された半導体
セルからの電荷をチャージアップしたチャージアンプの
出力経過を示している。なお、図４（ａ）および図４
（ｂ）において、縦軸はチャージアンプの出力を示し、
横軸はガンマ線の半導体セルへの入射時（吸収時）から
の経過時間を示している。

【００２８】図３（ａ）に示す構成では、電圧印加電極
および信号取り出し電極の配置によって半導体セル内の
電場を歪ませ、ホールの移動をキャンセルするので、図
４（ａ）に示すように、電子の移動時間のみでチャージ
アンプのチャージアップ時間が決定される。従って、ガ
ンマ線の半導体セルへの入射タイミングを正確に計測す
る場合には、この構成は適していない。

【００２９】一方、図３（ｂ）に示す構成では、高電圧
下でホールおよび電子がすべて電荷として誘導されるた
め、図４（ｂ）に示すように、チャージアンプの出力波
形の初期の立ち上がりは遅くなる。なお、ガンマ線が陰
極の真下で吸収された場合にはこの初期の立ち上がり時
間（傾き）はほぼ電子の移動速度で決まり、ガンマ線が
陽極の真下で吸収された場合にはこの初期の立ち上がり
時間はほぼホールの移動速度で決まるが、時間分解能を
１ｎｓｅｃ以下にすることも可能である。従って、この
ような構成は、ガンマ線の半導体セルへの入射タイミン
グを正確に計測する場合にも適している。

【００３０】図５は本発明の実施の形態の核医学診断装
置に用いられる半導体検出器において図３に示すように
電圧印加電極および信号取り出し電極が配置された半導
体セルのエネルギーバンド構造を示す図である。なお、
図５（ａ）は図３（ａ）に示す構成の半導体セルのエネ
ルギーバンド構造を示し、図５（ｂ）は図３（ｂ）に示
す構成の半導体セルのエネルギーバンド構造を示してい
る。図５（ａ）に示すエネルギーバンド構造の場合と比
較して、図５（ｂ）に示すエネルギーバンド構造の場合
には、エネルギーギャップが大きいので（０．３ｅＶに
対して１．１から１．２ｅＶ）、ホールがノイズとなる
のが軽減され、半導体セルからの暗電流（リーク電流）
が少なくなる。

【００３１】本発明は、図３（ａ）および図３（ｂ）に
示すような構成を有する半導体検出器のいずれにも有効
であるが、上述したように、例えばＣｄＴｅ結晶で構成
された半導体セルをＰＩＮ構造とし、陰極側電極をＰ
ｔ、陽極側電極をＩｎとして、半導体セルからの暗電流
を大幅に減少させるような図５（ｂ）に示すエネルギー
バンド構造を半導体検出器が有する場合には、特に有効
となる。これは、ＣｄＴｅ結晶の半導体セルをＰＩＮ構
造として暗電流を低減させたことにより、従来のＣｄＴ
ｅ結晶の半導体セルでは印加されていなかった電圧範囲
である−４００Ｖから−１５００Ｖの範囲内の電圧を
０．５ｍｍから１．５ｍｍ程度の範囲内の厚さを有する
半導体セルに印加可能であるからである。これにより、
ガンマ線が半導体セル内で吸収されることにより発生す
るホールと電子に関する情報が途中で消滅することなく
電荷として信号取り出し電極に誘導されるので、エネル
ギー分解能が向上し、チャージアンプにおける誘導電荷
のチャージアップ速度が半導体セル内でのガンマ線の吸
収時間を反映しながら大幅に増加する。

【００３２】なお、半導体検出器の半導体セルに印加さ
れる印加電圧とその半導体セルで発生する暗電流との関
係は次の通りである。すなわち、半導体セルがＣｄＴｅ
結晶で構成され、ＰＩＮ構造を有する場合、この半導体
セルに対する印加電圧を増加させていくと半導体セルで
の暗電流が増加し、その結果としてエネルギー分解能が
劣化していく。しかし、この場合、半導体セルからの電
荷がチャージアンプに誘導される時間は短くなるので、
陽電子の発生した時間を計測するための時間分解能は向
上する。これらのことから、エネルギー分解能と時間分
解能とは反比例の関係にあることがわかる。

【００３３】図１および図２に示す本発明の実施の形態
の核医学診断装置において、核種／エネルギー識別回路
２２は、被検体に投与されるＲＩの核種や被検体から放
出されるガンマ線のエネルギーに関する核種／エネルギ
ー情報と印加電圧を示す電圧情報とを対応付けして記憶
したテーブル２２ａを備えており、医師やオペレータ等
によってキーボード２０からキー入力された核種／エネ
ルギー情報を基にテーブル２２ａを参照して、半導体セ
ル１ａ、１ｂ、・・・、１ｎに印加する印加電圧を示す
電圧情報を高電圧ユニット２に出力する。

【００３４】高電圧ユニット２は、半導体セル１ａ、１
ｂ、・・・、１ｎに印加する負の印加電圧を調整する電
圧制御部２ａを備えており、核種／エネルギー識別回路
２２から出力された電圧情報を基にして電圧制御部２ａ
により印加電圧を調整してその印加電圧を半導体セル１
ａ、１ｂ、・・・、１ｎに印加する。

【００３５】次に、本発明の実施の形態の核医学診断装
置の作用について説明する。

【００３６】まず、被検体に所定のＲＩを投与し、１次
元または２次元に配置されたＣｄＴｅ結晶の半導体セル
１ａ、１ｂ、・・・、１ｎを備えた半導体検出器を被検
体に近接して設置した後、ＳＰＥＣＴや同時計数型ＰＥ
Ｔの収集指示に関する収集指示情報、被検体に投与され
るＲＩの核種や被検体から放出されるガンマ線のエネル
ギーに関する核種／エネルギー情報等が医師やオペレー
タ等によってキーボード２０からキー入力された場合、
核種／エネルギー情報はＣＰＵ１７を介して核種／エネ
ルギー識別回路２２に入力される。また、収集指示情報
を受けたＣＰＵ１７は本発明の実施の形態の核医学診断
装置の各部に動作指示を与える。

【００３７】核種／エネルギー識別回路２２では、テー
ブル２２ａを参照して、キーボード２０から入力された
核種／エネルギー情報を基に対応する印加電圧を示す電
圧情報が読み出され、その電圧情報が高電圧ユニット２
の電圧制御部２ａに出力される。

【００３８】高電圧ユニット２の電圧制御部２ａでは、
核種／エネルギー識別回路２２から出力された電圧情報
を基にして負の印加電圧が調整され、調整された負の印
加電圧（−ＨＶ）が電圧印加電極３０ａ、３０ｂ、・・
・、３０ｎを通して半導体セル１ａ、１ｂ、・・・、１
ｎに印加される。

【００３９】被検体から放出されたガンマ線が半導体セ
ル１ａ、１ｂ、・・・、１ｎに入射した場合には、入射
したガンマ線が印加電圧が印加されている半導体セル１
ａ、１ｂ、・・・、１ｎ内で吸収された時にそのエネル
ギー量に応じて発生する所定量の電荷が信号取り出し電
極３１ａ、３１ｂ、・・・、３１ｎに誘導される。その
誘導電荷はチャージアンプ３ａ、３ｂ、・・・３ｎによ
りチャージアップされる。

【００４０】チャージアンプ３ａ、３ｂ、・・・３ｎの
出力は、入射したガンマ線が半導体セル１ａ、１ｂ、・
・・、１ｎ内で吸収されることにより発生するホールと
電子に関する情報をすべて収集することにより損失なく
十分なエネルギー分解能を得るための比較的低速の低速
波形整形回路４ａ、４ｂ、・・・４ｎと、ガンマ線が半
導体セル１ａ、１ｂ、・・・、１ｎ内で吸収された時間
をできるだけ正確に計測するための比較的高速の高速波
形整形回路５ａ、５ｂ、・・・、５ｎとに入力される。

【００４１】低速波形整形回路４ａ、４ｂ、・・・４ｎ
では、チャージアンプ３ａ、３ｂ、・・・３ｎの出力は
低速で波形整形されてそのピーク値がガンマ線のエネル
ギー値を反映する信号に変換される。

【００４２】ピークホールド（Ｐ／Ｈ）回路６ａ、６
ｂ、・・・、６ｎでは、低速波形整形回路４ａ、４ｂ、
・・・４ｎの出力波形のピーク値を検出して記憶する。
このピーク値がガンマ線のエネルギー値を反映する情報
となる。

【００４３】一方、高速波形整形回路５ａ、５ｂ、・・
・、５ｎでは、チャージアンプ３ａ、３ｂ、・・・３ｎ
の出力は高速で波形整形されてガンマ線の半導体セル内
での吸収時間に関する信号に変換される。

【００４４】図６は本発明の実施の形態の核医学診断装
置に用いられる半導体検出器を構成する半導体セルに印
加する印加電圧を変えた場合の低速波形整形回路および
高速波形回路の出力波形を示す図である。図６におい
て、縦軸は低速波形整形回路および高速波形回路の出力
電圧を示し、横軸はガンマ線の半導体セルへの入射時
（吸収時）からの経過時間を示している。図６から、半
導体セルに印加する印加電圧が低い場合と比較して、半
導体セルに印加する印加電圧が高い場合の出力信号は早
い時間で現れていることがわかる。

【００４５】比較器７ａ、７ｂ、・・・、７ｎでは、高
速波形整形回路５ａ、５ｂ、・・・、５ｎの出力が予め
設定されているＤＣ電圧（閾値レベル）と比較され、そ
の比較結果を基にしてガンマ線の半導体セル内での吸収
時間を反映したタイミング信号が出力される。なお、こ
のＤＣ電圧は、一般的には、半導体セル内における暗電
流や後段の回路系のノイズ成分を反映するレベルよりも
少し高いレベルに設定されるが、ノイズ成分のレベルは
半導体セルに印加する印加電圧が低いと低くなる。

【００４６】図７は本発明の実施の形態の核医学診断装
置に用いられる半導体検出器を構成する半導体セルに印
加する印加電圧を変えた場合の高速波形整形回路および
比較器の出力波形を示す図である。図７において、上に
示すグラフＡの縦軸は高速波形整形回路の出力電圧を示
し、下に示すグラフＢの縦軸は比較器の出力電圧を示
し、グラフＡおよびＢの横軸はガンマ線の半導体セルで
の吸収時からの経過時間を示している。

【００４７】図７からわかるように、半導体セルに印加
する印加電圧を高くすれば、高速波形整形回路から出力
されたパルス信号の立ち上がりが早くなり、ＤＣ電圧よ
りも出力電圧が大きくなった時点で比較器からタイミン
グ信号が出力されることになる。これにより、ガンマ線
が半導体セルで吸収された時間を正確に計測したい場合
には、半導体セルに印加する印加電圧を高くすれば、計
測時間の精度がより良くなる。

【００４８】なお、この計測時間には、ガンマ線が半導
体セルで実際に吸収された時間よりも多少遅延時間が存
在するが、この遅延時間が存在することは同時検出ＰＥ
Ｔの場合においてはあまり重要な点ではない。むしろ、
ガンマ線が半導体セルで実際に吸収された時間から一定
の遅延時間が経過した後に高速波形整形回路からパルス
信号が出力されることの方が重要であり、その意味で
は、パルス信号がそのパルス幅が短く高速になる方が優
位である。

【００４９】本発明では、半導体セル１ａ、１ｂ、・・
・１ｎに印加する印加電圧をＲＩの核種やガンマ線のエ
ネルギーに応じて調整しているため、低速波形整形回路
４ａ、４ｂ、・・・、４ｎおよびピークホールド回路６
ａ、６ｂ、・・・６ｎの時定数は、最も遅く現れる信号
に対しても十分にエネルギー分解能が良くなるようにそ
れぞれ設定される。

【００５０】ピークホールド回路６ａ、６ｂ、・・・、
６ｎの出力はアナログスイッチ等によって構成されてい
るセレクタ８に入力される。セレクタ８は、外部クロッ
ク信号に同期して繰り返し動作し、ピークホールド回路
６ａ、６ｂ、・・・、６ｎの出力をエネルギー信号とし
てＡ／Ｄ変換器１０に順次周期的に出力する。

【００５１】また、比較器７ａ、７ｂ、・・・、７ｎの
出力はタイミング制御回路９に入力される。タイミング
制御回路９は、比較器７ａ、７ｂ、・・・、７ｎの出力
状況に応じて、ガンマ線が吸収された半導体セル１ａ、
１ｂ、・・・、１ｎの位置（チャネル）を示すアドレス
信号とガンマ線が半導体セルに吸収されたことを示すト
リガ出力Ａ信号を出力する。なお、例えば、同時に多チ
ャネルにガンマ線が入射して複数の比較器から同時に出
力が発生した場合には、予め設定された条件を基にして
その中の１つのチャネルをガンマ線が入射したチャネル
とし、そのチャネルのアドレス信号が出力される。

【００５２】セレクタ８から出力された各チャネルにお
けるガンマ線のエネルギー値を反映したエネルギー信号
は、外部クロック信号に同期してＡ／Ｄ変換器１０によ
ってＡ／Ｄ変換された後、タイミング制御回路９におい
て随時発生するトリガ出力Ａ信号およびアドレス信号を
基にしてエネルギー情報として補正回路１１に入力され
る。

【００５３】なお、タイミング制御回路９の基本的な時
定数は、半導体セル１ａ、１ｂ、・・・、１ｎに印加さ
れる印加電圧に応じてＣＰＵ１７の制御の下で最適にな
るように調整することが可能であるが、固定しておくこ
とも可能である。

【００５４】補正回路１１は、ゲイン調整やオフセット
調整のための補正テーブル（図示しない）を有してお
り、この補正テーブルを参照することによりＡ／Ｄ変換
器１０から出力されたエネルギー情報に対してリアルタ
イムでゲイン調整やオフセット調整を行う。

【００５５】補正回路１１の出力は核医学専用のパルス
ハイトアナライザ１２に入力され、パルスハイトアナラ
イザ１２においてエネルギー弁別処理が実行される。な
お、このエネルギー弁別処理において必要なウインドウ
レベルは、医師やオペレータ等によりキーボード２０か
ら入力されるＲＩの核種、ガンマ線のエネルギー、さら
に収集ウインドウ値に関する情報に応じて、ＣＰＵ１７
によりＤＣレベルのデジタル値としてパルスハイトアナ
ライザ１２に入力される。パルスハイトアナライザ１２
はウインドウレベルに対応する関心ウインドウ内のガン
マ線のエネルギー情報のみを画像演算ユニット１５に出
力する。

【００５６】画像演算ユニット１５では、パルスハイト
アナライザ１２から出力されたエネルギー情報に対して
縮小／拡大処理、スムージング処理、回転処理、再構成
処理等の画像演算処理が行われる。これらの処理により
得られた画像データ等は画像メモリ１６に記憶される。

【００５７】なお、陽電子の発生タイミングを検出する
必要がある同時計数型ＰＥＴの場合には、次のような処
理が行われる。

【００５８】まず、半導体セル１ａ、１ｂ、・・・、１
ｎで構成される半導体検出器とは別の複数の半導体セル
で構成される半導体検出器に接続されている上述した回
路系と同様な構成を有する別の回路系のタイミング制御
回路から出力されるトリガ出力Ｂ信号とタイミング制御
回路９から出力されるトリガ出力Ａ信号とがタイミング
アナライザ１３に入力された場合、タイミングアナライ
ザ１３では、トリガー出力Ａ信号およびトリガー出力Ｂ
信号の発生のタイミングが確認される。

【００５９】タイミングアナライザ１３によって確認さ
れたトリガー出力Ａ信号およびトリガー出力Ｂ信号の発
生のタイミングを示すタイミング情報は同時計数判定回
路１４に入力される。同時計数判定回路１４は、予め設
定されている所定の時間ウインドウ（通常、数１００ｐ
ｓｅｃから１５ｐｓｅｃの範囲）内でトリガー出力Ａ信
号およびトリガー出力Ｂ信号が同時に発生したと判定し
た場合にのみ、パルスハイトアナライザ１２に対してエ
ネルギー弁別処理の実行を許可する許可信号を出力す
る。

【００６０】パルスハイトアナライザ１２では、同時計
数判定回路１４から許可信号を受けた場合に、エネルギ
ー弁別処理を実行することにより得られたガンマ線のエ
ネルギー情報が画像演算ユニット１５に出力される。こ
れにより、種々の画像演算処理が画像演算ユニット１５
によって行われ、その処理結果が同時検出型ＰＥＴに関
する画像情報として画像メモリ１６に記憶される。

【００６１】ところで、以上のように構成された本発明
の実施の形態の核医学診断装置において、医師やオペレ
ータ等がどのような収集を行うかは、キーボード２０や
モニタ２１等によって構成されるオペレータコンソール
において設定され、ＣＰＵ１７によって集中管理するの
が一般的である。そのため、被検体に投与されるＲＩの
核種、半導体セルに入射するガンマ線のエネルギー、Ｓ
ＰＥＣＴによるシングルフォトンを対象とした収集また
は同時検出型ＰＥＴによるポジトロン（陽電子）を対象
とした収集の区別等は医師やオペレータにとっては事前
に認識可能である。

【００６２】従って、従来と同様に、上述したガンマ線
の検出／処理回路系に対しての条件設定にそれらに関す
る情報を用いる他、本発明のように、それらに関する情
報を基にして、ＳＰＥＣＴによるシングルフォトンを対
象とする収集の場合には半導体セルに印加する印加電圧
を比較的低く設定するように高電圧ユニット２に対して
指示を行う。この結果、半導体セルにおける暗電流が減
少し、エネルギー分解能が最良となる。

【００６３】しかし、上述のように比較的低く設定され
た印加電圧を半導体セルに印加した状態で同時計数型Ｐ
ＥＴによる陽電子を対象とした収集を行うと、チャージ
アンプに全電荷が誘導されるまでの時間がかかり過ぎ
る。そのため、非常に多くのランダムなガンマ線の同時
検出に関する情報の中から数少ない（約１％前後）真の
同時検出に関する情報のみを検出するための高計数特性
（高時間分解能）が得られない。以上のことから、同時
検出型ＰＥＴによる収集を行う場合にのみ半導体セルに
印加する印加電圧を増加させることにより、半導体セル
における暗電流が増え、エネルギー分解能が劣化すると
いう状態の下で同時検出型ＰＥＴにおける収集効率を向
上させることができる。

【００６４】また、本発明では、ＳＰＥＣＴによるシン
グルフォトンを対象とした収集のみを行う核医学診断装
置においても、アンガー型ガンマカメラにおいて考案さ
れたバリアブルサンプリング方式と同様に、計数率特性
（入射計数率）が高い場合には半導体セルに印加する印
加電圧を増加させて信号処理速度を上げるようにし、計
数率特性（入射計数率）が低い場合には、その印加電圧
を減少させて可能な限りエネルギー分解能の向上を優先
させることが可能である。これにより、ＣＰＵの監視下
において、計数率特性を基にして半導体セルに対する最
適な印加電圧を自動的に調整することもできる。

【００６５】さらに、一般的に、チャージアンプは、高
い印加電圧の切換によって生じる半導体セルにおける浮
遊容量を介した過電流により破壊されることが多く、半
導体セルに長時間にわたって高い印加電圧を印加し続け
た場合にはチャージアップ現象により出力ゲインが変化
していく。これを防ぐために、ＣＰＵの制御の下で、Ｓ
ＰＥＣＴやＰＥＴによる収集前または収集後、場合によ
っては収集の合間において、印加電圧を随時オン／オフ
し、また、図８に示すように、印加電圧の立ち上げおよ
び立ち下げをチャージアンプの破壊が起こらないように
徐々に行い、例えばＳＰＥＣＴによる収集からＰＥＴに
よる収集において印加電圧の切換を行うようなシーケン
スを実行させる。

【００６６】このように構成された核医学診断装置をＳ
ＰＥＣＴ／ＰＥＴシステムやＳＰＥＣＴシステムに適用
することにより、それぞれの収集条件に応じた最適な収
集を比較的低コストで簡便に実現することが可能とな
る。

【００６７】また、本発明の実施の形態の核医学診断装
置において半導体検出器の温度を常温よりも低くするよ
うな温度制御機構を設けることにより、半導体セルに高
い印加電圧が印加された場合においても半導体セルにお
ける暗電流の増加を抑えることができ、本発明の実施の
形態の核医学診断装置の性能を最大限に向上させること
ができる。

【００６８】

【発明の効果】以上、本発明によれば、核医学診断装置
に用いられる半導体検出器の半導体セルに印加する印加
電圧を必要に応じて調整することにより以下のような利
点が得られる。

【００６９】（１）ＳＰＥＣＴ等のシングルフォトンの
収集においてその計数率特性に応じた最適のエネルギー
分解能と感度を簡便に安価に実現できる。

【００７０】（２）ＳＰＥＣＴと同時検出型ＰＥＴが実
現可能な核医学診断装置において、簡単な切り替えによ
り両者の性能の最適化を図ることができる。

【００７１】（３）半導体セルに印加する印加電圧の立
ち上げまたは立ち下げ時に起こるチャージアンプの破壊
を防止できる。

【００７２】（４）現状のアンガー型ガンマカメラで実
現されているＳＰＥＣＴや同時検出型ＰＥＴによる収集
を飛躍的に向上させることが可能となる。

【００７３】本発明では、例えば、エネルギー分解能は
９９ｍ−Ｔｃで５％以下（従来では１０％程度）、最高
到達計数率は１０Ｍｃｐｓ以上（従来では２Ｍｃｐｓ程
度）、同時検出型ＰＥＴの時間分解能は１ｎｓｅｃ以下
（従来では１５ｎｓｅｃ程度）である。その結果、収集
感度を数倍に向上させ、画像の定量性を向上させ、多核
種に関する収集の精度を向上させ、同時検出型ＰＥＴに
おいて得られる画像のノイズを飛躍的に減少させること
ができる。さらに、核医学診断装置の性能を向上させる
ことにより、ＴＯＦ（Ｔｉｍｅ ｏｆ Ｆｉｇｈｔ）法
に基づく陽電子の発生位置のある程度の推定が可能とな
る。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の実施の形態の核医学診断装置の構成を
示すブロック図である。

【図２】本発明の実施の形態の核医学診断装置の構成を
示すブロック図である。

【図３】本発明の実施の形態の核医学診断装置に用いら
れる半導体検出器の構成を示す図である。

【図４】本発明の実施の形態の核医学診断装置に用いら
れる図３に示す半導体検出器に接続されているチャージ
アンプの出力経過を示す図である。

【図５】本発明の実施の形態の核医学診断装置に用いら
れる半導体検出器において図３に示すように電圧印加電
極および信号取り出し電極が配置された半導体セルのエ
ネルギーバンド構造を示す図である。

【図６】本発明の実施の形態の核医学診断装置に用いら
れる半導体検出器を構成する半導体セルに印加する印加
電圧を変えた場合の低速波形整形回路および高速波形回
路の出力波形を示す図である。

【図７】本発明の実施の形態の核医学診断装置に用いら
れる半導体検出器を構成する半導体セルに印加する印加
電圧を変えた場合の高速波形整形回路および比較器の出
力波形を示す図である。

【図８】本発明の実施の形態の核医学診断装置に用いら
れる半導体検出器を構成する半導体セルに印加する印加
電圧のシーケンスを説明するための図である。

【符号の説明】

１ａ、１ｂ、１ｎ 半導体セル ２ 高電圧ユニット ２ａ 電圧制御部 ３ａ、３ｂ、３ｎ チャージアンプ ４ａ、４ｂ、４ｎ 低速波形整形回路 ５ａ、５ｂ、５ｎ 高速波形整形回路 ６ａ、６ｂ、６ｎ ピークホールド回路 ７ａ、７ｂ、７ｎ 比較器 ８ セレクタ ９ タイミング制御回路 １０ Ａ／Ｄ変換器 １１ 補正回路 １２ パルスハイトアナライザ １３ タイミングアナライザ １４ 同時計数判定回路 １５ 画像演算ユニット １６ 画像メモリ １７ ＣＰＵ １８ 収集制御ユニット ２０ キーボード ２２ 核種／エネルギー識別回路 ２２ａ テーブル ３０ａ、３０ｂ、３０ｎ 電圧印加電極 ３１ａ、３１ｂ、３１ｎ 信号取り出し電極

Claims (11)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 被検体から放出された放射線を検出する
   放射線半導体検出器を備えた核医学診断装置において、 前記放射線半導体検出器内の半導体セルに所定の電圧を
   印加する電圧印加手段と、 被検体に投与される放射性同位元素の核種または放射線
   のエネルギーを基にして前記電圧印加手段によって印加
   される所定の電圧を調整する調整手段とを備えたことを
   特徴とする核医学診断装置。
2. 【請求項２】 被検体から放出された放射線を検出する
   放射線半導体検出器を備えた核医学診断装置において、 前記放射線半導体検出器内の半導体セルに所定の電圧を
   印加する電圧印加手段と、 シングルフォトンを対象とする収集を行う場合には前記
   半導体セルに第１の電圧を印加するように前記電圧印加
   手段の動作を制御し、ポジトロンを対象とする収集を行
   う場合には前記半導体セルに第２の電圧を印加するよう
   に前記電圧印加手段の動作を制御する制御手段とを備え
   たことを特徴とする核医学診断装置。
3. 【請求項３】 前記第１の電圧は前記第２の電圧よりも
   低いことを特徴とする請求項２に記載の核医学診断装
   置。
4. 【請求項４】 被検体から放出された放射線を検出する
   放射線半導体検出器を備えた核医学診断装置において、 前記放射線半導体検出器内の半導体セルに所定の電圧を
   印加する電圧印加手段と、 放射線の入射計数率を基にして前記電圧印加手段によっ
   て印加される所定の電圧を調整する調整手段とを備えた
   ことを特徴とする核医学診断装置。
5. 【請求項５】 前記調整手段は、放射線の入射計数率が
   低い場合には前記電圧印加手段によって前記半導体セル
   に印加される電圧を減少させ、放射線の入射計数率が高
   い場合には前記電圧印加手段によって前記半導体セルに
   印加される電圧を増加させることを特徴とする請求項４
   に記載の核医学診断装置。
6. 【請求項６】 前記半導体セルはＣｄＴｅまたはＣｄＺ
   ｎＴｅによって構成されていることを特徴とする請求項
   １から５までのいずれかに記載の核医学診断装置。
7. 【請求項７】 前記半導体セルはＰＩＮ構造を有してい
   ることを特徴とする請求項１から５までのいずれかに記
   載の核医学診断装置。
8. 【請求項８】 前記電圧印加手段は−４００Ｖから−１
   ５００Ｖの範囲内の負の電圧を前記半導体セルに印加す
   ることを特徴とする請求項１から５までのいずれかに記
   載の核医学診断装置。
9. 【請求項９】 前記半導体セルに形成される電極は放射
   線の入射方向に対して水平方向に配置されていることを
   特徴とする請求項１から５までのいずれかに記載の核医
   学診断装置。
10. 【請求項１０】 前記半導体セルに形成される電極は放
    射線の入射方向に対して垂直方向に配置されていること
    を特徴とする請求項１から５までのいずれかに記載の核
    医学診断装置。
11. 【請求項１１】 前記電圧印加手段によって前記半導体
    セルに印加される所定の電圧は、所定時間内に段階的に
    増加または減少させることによって調整されることを特
    徴とする請求項１から５までのいずれかに記載の核医学
    診断装置。