JP4286338B2 - 核医学診断装置 - Google Patents

Description

【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、ＲＩ）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（ＰＥＣＴ）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１８０°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（ＣｄＺｎＴｅ）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。
【００１２】
【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、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１に記載の発明の核医学診断装置において、請求項２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３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、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３までに記載の発明の核医学診断装置において、請求項４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３まで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３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３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３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３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１ａ、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、４ｂ、・・・、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６ａ、６ｂ、・・・、６ｎと、高速波形整形回路５ａ、５ｂ、・・・、５ｎの出力を予め設定されている直流（ＤＣ）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７ａ、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、ＳＰＥＣＴ（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、・・・、１ｎ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（Ｉｎ）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（ｂ）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Ｐｔ、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ＣｄＴｅ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、１ｂ、・・・、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１ａ、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、・・・、１ｎ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１ａ、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、６ｂ、・・・、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ＰＥＴ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６ａ、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、・・・、１ｎ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１００ｐｓｅｃ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、ＳＰＥＣＴ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ＰＥＴ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、ＳＰＥＣＴ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ＳＰＥＣＴ／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 (9)

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、
   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。
2. 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１に記載の核医学診断装置。
3. 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、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核医学診断装置。
4. 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請求項１から３までのいずれかに記載の核医学診断装置。
5. 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３までのいずれかに記載の核医学診断装置。
6. 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請求項１から３までのいずれかに記載の核医学診断装置。
7. 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３までのいずれかに記載の核医学診断装置。
8. 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３までのいずれかに記載の核医学診断装置。
9. 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３までのいずれかに記載の核医学診断装置。

Images