JPH11344568A

JPH11344568A - 核医学診断装置

Info

Publication number: JPH11344568A
Application number: JP10149207A
Authority: JP
Inventors: Tsutomu Yamakawa; 勉山河; Takashi Ichihara; 隆市原
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 1998-05-29
Filing date: 1998-05-29
Publication date: 1999-12-14

Abstract

(57)【要約】【課題】本発明の目的は、半導体検出器を装備した核医
学診断装置において、ガンマ線の位置認識精度を向上す
ることにある。【解決手段】平板状の半導体セル１の両面にバイアス印
加電極２と信号取出電極４が形成されてなる複数の半導
体検出素子が、Ｘ及びＹ方向に関して２次元に配列さ
れ、半導体検出素子で被検体に投与された放射性同位元
素からのガンマ線を検出し、この検出信号に基づいて放
射性同位元素の体内濃度分布を生成する核医学診断装置
において、バイアス印加電極２は、Ｚ方向に関して複数
の電極要素２ａ，２ｂに分割されている。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、生体に放射性同位
元素（ラジオアイソトープ；以下、ＲＩと略称する）を
注入し、生体内のＲＩの濃度分布を２次元又は１次元の
検出器で捕らえ、病変部や血流量、さらに脂肪酸代謝量
等の有益な診断情報を提供し得る核医学診断装置に関す
る。

【０００２】

【従来の技術】核医学診断装置としては、被検体からの
ガンマ線を平面で受けてその入射位置毎に計数していわ
ゆるプレーナ画像を生成する他に、Ｘ線コンピュータ断
層撮影装置のように、被検体にシングルフォトン核種を
注入して、そこから放出されるガンマ線を計数して断層
濃度分布を再構成するＳＰＥＣＴ装置（ＳｉｎｇｌｅＰ
ｈｏｔｏｎＥｍｉｓｓｉｏｎＣｏｍｐｕｔｅｄＴ
ｏｍｍｏｇｒａｐｈｙ）と、ポジトロン核種から１８０
°方向に放出される一対の陽電子をその同時性により捕
らえて計数し、断層濃度分布を再構成するＰＥＴ装置
（ＰｏｓｉｔｒｏｎＥｍｉｓｓｉｏｎＣｏｎｐｕｔ
ｅｄＴｏｍｍｏｇｒａｐｈｙ；Ｃｏｉｎｃｉｄｅｎｃ
ｅＰＥＴとの称される）とがある。

【０００３】ところで、従来のＳＰＥＣＴ装置では、シ
ンチレータと複数の光電子増倍管を複数ちょう密に配置
してなるアンガー型の検出器が主流を占め、装置が大が
かりになっていた他、エネルギー分解能、計数特性など
に限界があり、これ以上の飛躍的な性能向上には限界が
あった。またＰＥＴ装置ではＢＧＯ検出器に、光電子増
倍管又は光ダイオードを組み合わせて、陽電子が１８０
°方向で放出するタイミングを検出しイメージングする
方式が主流であった。また最近は２検出器以上有するア
ンガー型の検出器を用い、上記ｃｏｉｎｃｉｄｅｎｃｅ
ＰＥＴもモード切替にて行えるような装置が台頭し、
主流になりつつある。いずれにしても検出器がシンチレ
ータであり、ガンマ線を一旦微弱な光に変換し、これを
光電子増倍管や光ダイオードなどで電気信号に変換する
ために、装置が大がかりで、性能に限界があった。

【０００４】これに対して、ＣｄＴｅ系の半導体を使っ
た半導体検出器が注目を浴びている。図８には、従来の
半導体検出器の概略構造を示している。従来の２次元検
出器は、ＣｄＴｅ系の半導体セル１０１の両面にバイア
ス印加電極（カソード電極）１０２と信号取出電極（ア
ノード電極）１０４とが形成された検出素子が、ＸＹ面
に直交する縦置きの状態でＸＹの２次元方向に関して配
列されてなる。

【０００５】このような半導体検出器では、半導体セル
の結晶サイズが、現状のアンガー型で採用されているＮ
ａＩのような単結晶構造がとれないため、小さなモジュ
ール検出器（半導体の２次元セルアレーとその下にはみ
出さず構成されたプリアンプと読み出し回路を内蔵）を
ちょう密に配置し、２次元検出器を構成するような手法
がとられている。

【０００６】この場合、モジュール間の接続とモジュー
ル内のデッドスペースに不均一があり、独特のアーチフ
ァクトを生むなどして画像の構成が難しいという問題が
ある。また、ＰＥＴでは光電ピークが５１１ｋｅＶとい
う高エネルギー核種を扱うが、このようにエネルギーの
高い光子は、周知の通り、飛程距離が長い、つまり比較
的深い場所で、光電効果（光電変換）を起こす確率が高
く、このため実際の入射位置に対する装置側で認識する
入射位置の誤差が非常に大きくなるという問題もあっ
た。

【０００７】この問題について以下に詳述する。この問
題は、図９に示すように、光子が比較的大きな角度で入
射してきたときに表面化する。装置側では、ある半導体
検出素子で光電変換が起こってその素子から信号が出力
されたとき、当該素子の表面上の中心位置を、入射位置
として認識するようになっている。

【０００８】ここで、上述したように、ポジトロン核種
からの高エネルギーの光子は、比較的深い場所で、光電
変換を起こすが、この光子が比較的大きな角度で入射し
てきたとき、図９に示すように、実際に入射する素子の
隣、又はそのさらに隣の素子の比較的深い場所で光電変
換を起こす。この場合、実際に入射した位置に対して、
装置側が認識する入射位置は大きな誤差Ｅが生じてしま
う。

【０００９】このように従来の半導体検出器を使って光
電ピークの高いポジトロン核種を必要とするＰＥＴイメ
ージングを行うと、その位置精度が非常に悪くなり、再
構成画像の空間分解能や信頼性が低下するという問題が
あった。

【００１０】

【発明が解決しようとする課題】本発明の目的は、半導
体検出器を装備した核医学診断装置において、ガンマ線
の位置認識精度を向上することにある。

【００１１】

【課題を解決するための手段】本発明は、平板状の半導
体セルの両面に形成された電極（バイアス印加電極と信
号取出電極）のうち、一方の電極を、Ｚ方向（深さ方
向）に関して複数の電極要素に分割したことにより、光
電変換がどの電極要素の深さで起こったかを認識するこ
とができる。つまり、ガンマ線の位置を、従来のように
入射位置（Ｘ，Ｙ）で認識するのではなく、その光電変
換が起こった位置、つまり（Ｘ，Ｙ，Ｚ）で認識するこ
とができるようになる。従って、実際の位置と認識位置
との誤差が従来よりも格段に小さくなり、再構成画像の
空間分解能や信頼性が向上するものである。

【００１２】

【発明の実施の形態】以下、図面を参照して、本発明を
好ましい実施形態により詳細に説明する。なお、核医学
診断装置としては、被検体に投与された放射性同位元素
（ＲＩ）の生体内の濃度分布をプレーナ像として映像化
するガンマカメラ、シングルフォトン核種を使って断層
画像として映像化するＳＰＥＣＴ装置、ポジトロン核種
を使って断層画像として映像化するＰＥＴ装置がある
が、本発明はそのいずれにも適用可能である。以下の実
施形態では本発明の恩恵を最も受けるであろうと考えら
れるＰＥＴ装置を例に説明する。（第１実施形態）図１は第１実施形態による核医学診断
装置に装備される半導体検出器の構造を概略的に示して
いる。この半導体検出器には、ガンマ線（陽電子、光
子）をそのエネルギーに応じた電気信号（電流信号）に
直接的に変換する半導体検出素子がＸＹ方向に関して２
次元的に、またはＸ方向に関して１次元に配列されてい
る。なお、Ｘ方向及びＹ方向は、ガンマ線入射面に対し
て平行な方向、つまりガンマ線入射面上の方向である。
この半導体検出素子各々は、例えばＣｄＴｅ（テルル化
カドミウム）といった化合物半導体の半導体セル１と、
その両面に形成された電極２，４とからなり、飛程距離
を延ばすために、ＸＹ面に直交する縦置きの状態で配置
されている。

【００１３】半導体セル１の両面に形成された電極２，
４のうち、一方の電極２はカソード電極（バイアス印加
電極）、他方の電極４はアノード電極（信号取出電極）
として、ガンマ線の検出時には、バイアス印加電極２に
負の電圧を印加して、電極２，４の間に電位差を与えて
いる。

【００１４】このバイアス印加電極２は、Ｚ方向、つま
りガンマ線入射面に対して垂直な深さ方向に関して、複
数、ここでは２つの電極（電極要素）２ａ，２ｂに分割
されている。

【００１５】このようにバイアス印加電極２を深さ方向
に分割させているのは、光電変換が起こった深さを認識
するためである。つまり、光電変換が、信号取出電極４
と上部のバイアス印加電極２ａとの間の領域（以下、上
部チャンネルと称する）で起こったのか、あるいは信号
取出電極４と下部のバイアス印加電極２ｂとの間の領域
（以下、下部チャンネルと称する）で起こったのかを認
識するためである。

【００１６】このようにバイアス印加電極２は深さ方向
に分割しているが、信号取り出し用の信号取出電極４
は、構造及び構成をできるだけ簡素にするために、具体
的には後述するプリアンプ４３の数を検出素子数と同じ
最低限の数におさえるために、分割しないで、１セルに
対して１枚ずつ設けている。このため上部と下部のいず
れのチャンネルで光電変換が起こっても、信号は同じ信
号取出電極４から出力されることになる。従って、上下
いずれのチャンネルで光電変換が起こったのかを判別す
る工夫が必要とされる。

【００１７】この工夫としては、図２に示すように、上
部のバイアス印加電極２ａには高電圧ユニット５ａから
負の電圧（ＨＶ１）を印加し、一方、下部のバイアス印
加電極２ｂには高電圧ユニット５ｂから、ＨＶ１とは異
なる、ここではＨＶ１より絶対値の低い負の電圧（ＨＶ
２）を印加するようにしている。このように印加電圧を
違えて、電極間の電位差を変えると、図３（ａ）に示す
ように、チャージアンプ４３のチャージアップに要する
時間、つまりチャージアンプ４３の出力の立ち上がり特
性（立ち上がり時間）が相違してくる。なぜなら、チャ
ージアップにかかる最大時間は、ｄ² ／（μ_h ・Ｖ）で
与えられるからである。なお、Ｖは電極間の電位差を、
ｄは電極間の半導体セル１の厚み、μ_h はホールの移動
度をそれぞれ表している。

【００１８】このチャージアンプ４３の出力の立上がり
特性の相違は、図３（ｂ）に示すように、その後段の高
速波形整形回路４７の出力波形に保存される。なお、チ
ャージアンプ４５の出力に、高速波形整形回路４７と並
列に、ピークホールド回路（Ｐ／Ｈ）４６と共にエネル
ギー信号を生成するための低速波形整形回路４５が設け
られている。両者で波形整形の速度を変えたのは、高速
波形整形回路４７の後方にあるエンコーダ５７から光電
変換位置（Ｘ，Ｙ，Ｚ）が出力されるタイミングが、ピ
ークホールド回路４６からのエネルギー信号の出力（ピ
ークホールドスタート）タイミングからあまり遅れない
ようにするためである。

【００１９】高速波形整形回路４７の出力は、２系統の
比較器４９，５１に供給される。比較器４９，５１それ
ぞれに与えられる参照電圧は、相違されており、ここで
は一方の比較器４９に与えられる参照電圧Ｖref(H)が、
他方の比較器５１に与えられる参照電圧Ｖref(L)よりも
高く設定されている。図４（ａ）に電極間電位差が大き
い方の上部チャンネルで光電変換が起こったときの比較
器４９，５１の出力パターンを示し、図４（ｂ）に電極
間電位差が小さい方の下部チャンネルで光電変換が起こ
ったときの比較器４９，５１の出力パターンを示してい
る。比較器４９，５１は、高速波形整形回路４７の出力
電圧がそれぞれの参照電圧よりも高くなったときに、出
力が“Ｌｏｗ（０）”から“Ｈｉｇｈ（１）”レベルに
立ち上がるようになっている。

【００２０】そして、一方の比較器４９の出力はエンコ
ーダ５７と共に論理積回路５５にも供給され、他方の比
較器５１の出力は遅延回路５３で遅延（遅延時間Δｔ）
を受けてから論理積回路５５に供給される。この遅延時
間Δｔは、立ち上がりの速い上部チャンネルで光電変換
が起こったときに、論理積回路５５への入力状態が
（１，１）になって、その出力が“１”になり、一方、
立ち上がりの遅い下部チャンネルで光電変換が起こった
ときに、論理積回路５５への入力状態が（０，１）にな
って、その出力が“０”の状態になるように、設定され
ている。

【００２１】このように上下いずれのチャンネルで光電
変換が起こったかは、論理積回路５５の出力レベルで判
別することができ、従って、この論理積回路５５の出力
と、比較器４９からの出力とにより、光電変換がどの検
出素子の上下いずれのチャンネルで起こったか、つまり
光電変換が起こった検出素子（ＸＹ位置）と深さ（Ｚ位
置）とを表すアドレスコードをエンコーダ５７から出力
することができる。

【００２２】実際には、光電変換が起こった深さは、図
５に示すように、上下いずれかチャンネルの中心の深さ
として認識されるので、ガンマ線が大きな入射角度で入
射してきたとき、若干の誤差Ｅを含む場合があるが、こ
の誤差は、従来のように入射位置として認識する場合
（図９参照）に比べて、格段に小さくなるものである。

【００２３】このように、本実施形態によると、バイア
ス印加電極を、Ｚ方向（深さ方向）に関して複数の電極
要素に分割したことにより、光電変換がどの電極要素の
深さで起こったかを認識することができる。つまり、ガ
ンマ線の位置を、従来のように入射位置（Ｘ，Ｙ）で認
識するのではなく、その光電変換が起こった位置、つま
り（Ｘ，Ｙ，Ｚ）で認識することができるようになる。
従って、実際の位置と認識位置との誤差が従来よりも格
段に小さくなり、再構成画像の空間分解能や信頼性が向
上するものである。勿論であるが、このような効果は、
バイアス印加電極の分割数を増やせば増やすほど向上す
るものである。

【００２４】なお、このように上下のチャンネルで電圧
を変えているので、長い間には、チャンネル間で検出感
度特性が著しくずれてしまうという可能性が考えられ
る。このような感度のずれを防ぐために、上部のバイア
ス印加電極２ａには常に高電圧を印加し、一方、下部の
バイアス印加電極２ｂには常に低電圧を印加するのでは
なく、稼働時間が数秒や数十秒といったオーダの所定時
間に達する毎に、定期的に、印加電圧を切り替える、つ
まり上部のバイアス印加電極２ａの印加電圧を低電圧に
切り替え、一方、下部のバイアス印加電極２ｂの印加電
圧を高電圧に切り替え、さらに次の周期で元に戻すよう
にしてもよい。

【００２５】また、バイアス印加電極を分割した複数の
電極要素の間のクロストークを防止するために、電極要
素の間のセルに溝を掘り、ここで絶縁物を充填すると
か、あるいはイオン注入法により絶縁層を形成するよう
にしてもよい。

【００２６】また、Ｘ方向に隣り合う検出素子間で、バ
イアス印加電極の電極要素を共有化させることにより、
素子配列の実装が容易になるし、また素子密度を高くす
ることができる。又、バイアス印加電極と信号取出電極
を１つづつ有した半導体セルを用い、この半導体セルを
複数Ｚ方向に沿って配列し、この半導体セルからそれぞ
れ信号を取り出すような構成としてもよい。又、ガンマ
線の入射面（ＸＹ面）が、曲面となるような構成として
もよい。（第２実施形態）第１実施形態ではバイアス印加電極を
深さ方向に分割したが、この第２実施形態は、図６に示
すように、バイアス印加電極２は分割せずに、信号取り
出し側の信号取出電極４を、Ｚ方向、つまり深さ方向に
複数の電極要素、ここでは２つの電極要素４ａ，４ｂに
分割し、そして各電極要素４ａ，４ｂの出力信号を個別
に扱うように、図７に示すようにそれぞれの電極要素４
ａ，４ｂに対して個々にチャージアンプ４３ａ，４３
ｂ、低速波形整形回路４５ａ，４５ｂ、ピークホールド
回路４６ａ，４６ｂ、高速波形整形回路４７ａ，４７ｂ
を設けたものである。

【００２７】このように本実施形態によっても、第１実
施形態と同様に、ガンマ線の位置を、従来のように入射
位置（Ｘ，Ｙ）で認識するのではなく、その光電変換が
起こった位置、つまり（Ｘ，Ｙ，Ｚ）で認識することが
できるようになり、従って、実際の位置と認識位置との
誤差が従来よりも格段に小さくなり、再構成画像の空間
分解能や信頼性が向上するという効果を奏することがで
きる。

【００２８】この第２実施形態でも、信号取出電極の分
割数を増やせば増やすほど位置認識精度が向上するもの
である。また、信号取出電極を分割した複数の電極要素
の間のクロストークを防止するために、電極要素の間の
セルに溝を掘り、ここで絶縁物を充填するとか、あるい
はイオン注入法により絶縁層を形成するようにしてもよ
い。さらに、Ｘ方向に隣り合う検出素子間で、バイアス
印加電極の電極要素を共有化させることにより、素子配
列の実装が容易になるし、また素子密度を高くすること
ができる。本発明は、上述の実施形態に限定されること
なく、種々変形して実施可能であるのは言うまでもな
い。

【００２９】

【発明の効果】本発明によると、半導体検出器を装備し
た核医学診断装置において、ガンマ線の位置認識精度を
向上することができる。

【図面の簡単な説明】

【図１】（ａ）は第１実施形態に係る核医学診断装置の
半導体検出器の平面図、（ｂ）は（ａ）の矢印Ａから見
た半導体検出器の側面図、（ｃ）は（ａ）のＢ−Ｂ断面
図。

【図２】第１実施形態に係る核医学診断装置の主要部の
構成を示すブロック図。

【図３】（ａ）は電極間に印加する電圧に対するチャー
ジアンプ出力の立ち上がり特性の依存性を示す図、
（ｂ）は（ａ）の依存性による高速波形整形回路の出力
波形の違いを示す図。

【図４】（ａ）は検出素子の上部チャンネルで光電変換
が起きたときのエンコーダへの出力パターンを示す図、
（ｂ）は検出素子の下部チャンネルで光電変換が起きた
ときのエンコーダへの出力パターンを示す図。

【図５】本実施形態において認識される光電変換位置と
その誤差を示す図。

【図６】（ａ）は第２実施形態に係る核医学診断装置の
半導体検出器の平面図、（ｂ）は（ａ）の矢印Ａから見
た半導体検出器の側面図、（ｃ）は（ａ）のＢ−Ｂ断面
図。

【図７】第２実施形態に係る核医学診断装置の主要部の
構成を示すブロック図。

【図８】（ａ）は従来の核医学診断装置の半導体検出器
の平面図、（ｂ）は（ａ）の矢印Ａから見た半導体検出
器の側面図、（ｃ）は（ａ）のＢ−Ｂ断面図。

【図９】従来において認識される入射位置とその誤差を
示す図。

【符号の説明】

１…半導体セル、２…バイアス印加電極、３…半導体検出器、４…信号取出電極、５ａ，５ｂ…高電圧ユニット、４３…チャージアンプ、４５…低速波形整形回路、４６…ピークホールド回路、４７…高速波形整形回路、４９，５１…比較器、５３…遅延回路、５５…論理積回路、５７…エンコーダ。

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】半導体セルの両面に電極が形成されてな
る複数の半導体検出素子が、Ｘ及びＹ方向に関して２次
元又はＸ方向に関して１次元に配列され、前記半導体検
出素子で被検体に投与された放射性同位元素からのガン
マ線を検出し、この検出信号に基づいて前記放射性同位
元素の体内濃度分布を生成する核医学診断装置におい
て、前記両面に形成された電極の一方はバイアス印加電極で
あり、他方は信号取出電極であり、前記バイアス印加電
極は、Ｚ方向に関して複数の電極要素に分割されている
ことを特徴とする核医学診断装置。
【請求項２】前記信号取出電極と前記複数の電極要素
各々との間に異なる電圧を印加する手段をさらに備えた
ことを特徴とする請求項１記載の核医学診断装置。
【請求項３】前記印加電圧の違いによる前記信号取出
電極の信号出力の立ち上がり特性の違いに基づいて、前
記信号取出電極と前記複数の電極要素各々との間のいず
れでガンマ線が光電変換を生起したかを認識する手段を
さらに備えたことを特徴とする請求項２記載の核医学診
断装置。
【請求項４】前記複数の半導体検出素子からなる半導
体検出器が少なくとも２器、被検体の近傍に配置されて
おり、この２器の半導体検出器に、被検体に投与された
ポジトロン核種から正反対に放出される一対の光子が同
時に入射する事象を捕らえて計数し、この計数値と、前
記捕らえた一対の光子それぞれの光電変換のＸＹＺ位置
から得られる光子の放出方向とから前記ポジトロン核種
の断層濃度分布を再構成する機能を有することを特徴と
する請求項３記載の核医学診断装置。
【請求項５】半導体セルの両面に電極が形成されてな
る複数の半導体検出素子が、Ｘ及びＹ方向に関して２次
元又はＸ方向に関して１次元に配列され、前記半導体検
出素子で被検体に投与された放射性同位元素からのガン
マ線を検出し、この検出信号に基づいて前記放射性同位
元素の体内濃度分布を生成する核医学診断装置におい
て、前記両面に形成された電極の一方はバイアス印加電極で
あり、他方は信号取出電極であり、前記信号取出電極
は、Ｚ方向に関して複数の電極要素に分割されているこ
とを特徴とする核医学診断装置。
【請求項６】前記複数の電極要素各々に対して個々に
設けられるチャージアンプをさらに備えたことを特徴と
する請求項５記載の核医学診断装置。
【請求項７】前記バイアス印加電極と前記複数の電極
要素各々との間のいずれでガンマ線が光電変換を生起し
たかを認識する手段をさらに備えたことを特徴とする請
求項５記載の核医学診断装置。
【請求項８】前記複数の半導体検出素子からなる半導
体検出器が少なくとも２器、被検体の近傍に配置されて
おり、この２器の半導体検出器に、被検体に投与された
ポジトロン核種から正反対に放出される一対の光子が同
時に入射する事象を捕らえて計数し、この計数値と、前
記捕らえた一対の光子それぞれの光電変換のＸＹＺ位置
から得られる光子の放出方向とから前記ポジトロン核種
の断層濃度分布を再構成する機能を有することを特徴と
する請求項７記載の核医学診断装置。
【請求項９】半導体セルの両面に電極が形成されてな
る複数の半導体検出素子により被検体に投与された放射
性同位元素からのガンマ線を検出し、この検出信号に基
づいて前記放射性同位元素の体内濃度分布を生成する核
医学診断装置において、ガンマ線の入射を検出する検出チャンネルを、ガンマ線
入射面の深さ方向に沿って複数チャンネル設けたことを
特徴とする核医学診断装置。