半導體放射線檢測器以及核醫學診斷裝置制造方法

半導體放射線檢測器以及核醫學診斷裝置制造方法
【專利摘要】本發明提供一種溴化鉈半導體放射線檢測器、以及使用了其的核醫學診斷裝置，所述溴化鉈半導體放射線檢測器即使在長時間的測量中也噪聲增大少并且可獲得穩定的測量性能。在使用溴化鉈作為由負電極以及正電極(112、113)夾持的半導體晶體(111)而成的半導體放射線檢測器(101A)中，形成了如下構成：用鈍化層(114)被覆了半導體晶體(111)的表面之中除了被負電極或者正電極(112、113)被覆的面以外的剩余面，該鈍化層(114)由鉈的氟化物、鉈的氯化物這兩種物質之中的任一種物質、或者前述兩種物質之中的任一種物質與鉈的溴化物的混合物構成。
【專利說明】半導體放射線檢測器以及核醫學診斷裝置

【技術領域】
[0001]本發明涉及半導體放射線檢測器以及核醫學診斷裝置。

【背景技術】
[0002]近年來，使用了測量Y射線等放射線的放射線檢測器的核醫學診斷裝置正在廣泛普及。代表性的核醫學診斷裝置是伽瑪相機裝置、單光子發射斷層攝像裝置(SPECT(Single Photon Emission Computed Tomography)攝像裝置)、正電子發射型斷層攝像裝置(PET(Positron Emission Tomography)攝像裝置)等。另外，作為針對考慮國土安全保障(Homeland Security)的對象的對策之一,存在放射能炸彈恐怖對策，因為放射線檢測器的需求正在增大。
[0003]作為這些放射線檢測器，以往使用組合了閃爍器和光電倍增管的放射線檢測器，但近年來，使用了碲化鎘、鎘/鋅/碲、鎵砷、溴化鉈等半導體晶體的半導體放射線檢測器的技術受到關注。
[0004]關于半導體放射線檢測器，由于其是將通過放射線與半導體晶體的相互作用而產生的電荷收集于電極并轉換為電信號的構成，因而與使用了閃爍器的放射線檢測器相比，具有向電信號的轉換效率良好、且能夠小型化等各種特點。
[0005]半導體放射線檢測器例如具備板狀的半導體晶體、形成于該半導體晶體的一個面的負電極、以及夾持半導體晶體并與該負電極對向的正電極。通過向這些負電極與正電極之間施加直流高壓電壓，從而將在X射線、Y射線等放射線向半導體晶體內入射時生成的電荷以信號的形式從負電極或者正電極取出。
[0006]特別是在半導體放射線檢測器中使用的半導體晶體之中，溴化鉈與碲化鎘、鎘/鋅/碲、鎵砷等其它半導體晶體相比，由光電效應引起的線性衰減系數大，能夠通過薄的半導體晶體而獲得與其它的半導體晶體同等的Y射線靈敏度。其結果，使用了溴化鉈的半導體放射線檢測器以及使用了該半導體放射線檢測器的核醫學診斷裝置，與使用了除了溴化鉈以外的其它半導體晶體的其它半導體放射線檢測器以及使用了除了溴化鉈以外的其它半導體放射線檢測器的核醫學診斷裝置相比，能夠實現更小型化。
[0007]另外，溴化鉈的半導體晶體與碲化鎘、鎘/鋅/碲、鎵砷等其它半導體晶體相比更廉價，因而使用了溴化鉈的半導體晶體的半導體放射線檢測器、以及使用了該半導體放射線檢測器的核醫學診斷裝置，與其它半導體放射線檢測器以及使用了溴化鉈以外的其它半導體放射線檢測器的核醫學診斷裝置相比，能夠實現廉價。
[0008]在使用了溴化鉈的半導體晶體的半導體放射線檢測器中，使用了金作為負電極以及正電極的材料(例如參照專利文獻1、2以及非專利文獻I)。
[0009]而且，在專利文獻I中公開了如下內容:在使用了碲化鎘或者鎘/鋅/碲作為半導體晶體的半導體放射線檢測器中，在未形成電極的半導體晶體的側面形成有該半導體的氧化物的鈍化層；在I個半導體晶體的一個面配置多個矩形電極的結構中，在該電極間的間隙部分形成有該半導體的氧化物的鈍化層。
[0010]另外，在專利文獻2中公開了在半導體放射線檢測器的未形成電極的半導體晶體的側面上實施耐濕性高的絕緣涂布。
[0011]現有技術文獻
[0012]專利文獻
[0013]專利文獻1:美國專利申請公開第2010/0032579A1號說明書
[0014]專利文獻2:美國專利申請公開第2008/0149844A1號說明書
[0015]非專利文獻
[0016]非專利文獻1:ffiEE TRANSACT1NS ON NUCLEAR SCIENCE VOL.56, N0.3, JUNE2009(參照 p.819 ?823)


【發明內容】

[0017]發明想要解決的課題
[0018]另外，使用了溴化鉈的半導體晶體的半導體放射線檢測器或者使用了該半導體放射線檢測器的核醫學診斷裝置需要長時間穩定工作。例如，核醫學診斷裝置通常供于醫療活動，因而需要白天8小時左右的連續運轉，必須在運轉中使半導體放射線檢測器的測量性能穩定化、即能夠穩定地測量入射Y射線的能譜。
[0019]但是，發明人等已判明，實際上在制作使用了溴化鉈的半導體晶體的半導體放射線檢測器并進行了數小時程度的連續測量時，在Y射線能譜上噪聲逐漸增大，不能穩定測量的半導體放射線檢測器多。
[0020]使用了溴化鉈的半導體放射線檢測器由溴化鉈的板狀半導體晶體、設置于其一面的負電極、以及設置于半導體晶體的與一面對向的另一面的正電極構成，但是溴化鉈的半導體晶體的表面之中被負電極和正電極被覆以外的部分是溴化鉈的半導體晶體直接露出的面。
[0021]因此可認為，在未被負電極或者正電極被覆的部分的表面，除了溴化鉈以外，還以雜質的形式存在極少量的鉈(金屬)等，鉈的一部分與空氣中的氧反應而形成氧化鉈。溴化鉈的電阻率(以下簡稱為“電阻率”)為1kiQ 左右，相對于此，作為金屬的鉈的電阻率低至2Χ10_5Ω.cm0另外，氧化鉈中存在氧化亞鉈(Tl2O)和氧化鉈(Tl2O3)，氧化亞鉈的電阻率不明，但是氧化鉈的體電阻率為7Χ10_5Ω.cm，與溴化鉈相比顯著低。可認為氧化亞鉈在空氣中被緩慢地氧化，變化為氧化鉈。
[0022]可認為，在利用使用了溴化鉈的半導體晶體的半導體放射線檢測器來進行測量的情況下，向負電極與正電極之間施加數百V的直流高壓電壓，但如果長時間連續施加高壓電壓，則在半導體晶體的表面之中未被負電極或者正電極被覆的部分會產生電阻率顯著低于溴化鉈晶體的部位，使得負電極和正電極之間的暗電流間歇性、不規則地增大。因此推定出，在能譜上噪聲增大，能量分辨能力劣化，不能穩定測量的檢測器多。
[0023]因此，對于半導體放射線檢測器的溴化鉈的半導體晶體的表面之中未被負電極或者正電極被覆的部分，使溴化鉈晶體直接露出的情況下，作為半導體放射線檢測器而用于長時間測量時，存在如下的問題:無法防止噪聲增大的可能性高，無法長時間穩定地使用在半導體放射線檢測器中使用了溴化鉈的半導體晶體的核醫學診斷裝置。
[0024]本發明解決前述的課題，其目的在于提供一種使用了溴化鉈的半導體晶體的半導體放射線檢測器、以及使用了該半導體放射線檢測器的核醫學診斷裝置，所述半導體放射線檢測器即使在長時間測量中也噪聲增大少并且可獲得穩定的測量性能。
[0025]用于解決問題的方案
[0026]為了解決前述課題，第I發明的特征在于，其為使用由負電極以及正電極夾持的溴化鉈的半導體晶體而成的半導體放射線檢測器，半導體晶體的表面之中除了被負電極或者正電極被覆的面以外的剩余面被鉈的氟化物、鉈的氯化物這2種物質之中的任一種物質、或者前述2種物質之中的任一種物質與鉈的溴化物的混合物構成的鈍化層被覆。
[0027]予以說明的是，優選在前述鈍化層之上進一步實施耐濕性的電絕緣涂布。
[0028]根據第I發明，前述半導體晶體的表面之中未被負電極或者正電極被覆的面被鈍化層被覆，在該鈍化層、以及構成半導體晶體的溴化鉈與該鈍化層的界面，不存在電阻率低的金屬的鉈和/或氧化鉈。其結果，在利用使用了溴化鉈的半導體晶體的半導體放射線檢測器并進行了長時間測量的情況下，能夠防止負電極和正電極之間的暗電流間歇性、不規則地增大，能夠穩定地進行能譜的測量。
[0029]第2發明是使用了前述的第I發明的半導體放射線檢測器的核醫學診斷裝置。
[0030]根據第2發明，可獲得能夠長時間穩定地進行能譜的測量，并且能夠取得鮮明的圖像的核醫學診斷裝置。
[0031]發明的效果
[0032]根據本發明，能夠提供一種使用了溴化鉈的半導體晶體的半導體放射線檢測器、以及使用了該半導體放射線檢測器的核醫學診斷裝置，所述半導體放射線檢測器即使在長時間的測量中也噪聲增大少并且可獲得穩定的測量性能。

【專利附圖】

【附圖說明】
[0033]圖1是第I實施方式的半導體放射線檢測器的構成的示意圖，(a)是立體圖，(b)是截面圖。
[0034]圖2是使用第I實施方式的半導體放射線檢測器而進行放射線測量時的放射線檢測電路的構成圖。
[0035]圖3是施加于第I實施方式的半導體放射線檢測器的偏置電壓的時間變化的說明圖。
[0036]圖4是使用第I實施方式的半導體放射線檢測器而測量出的57Co線源的Y射線能譜的說明圖，(a)是剛施加偏置電壓之后的Y射線能譜的說明圖，(b)是開始施加偏置電壓之后8小時后的Y射線能譜的說明圖。
[0037]圖5是比較例的半導體放射線檢測器的構成的示意圖，(a)是立體圖，(b)是截面圖。
[0038]圖6是使用比較例的半導體放射線檢測器而測量出的57Co線源的Y射線能譜的說明圖，(a)是剛施加偏置電壓之后的Y射線能譜的說明圖，(b)是開始施加偏置電壓之后8小時后的Y射線能譜的說明圖。
[0039]圖7是第2實施方式的半導體放射線檢測器的構成的示意圖，(a)是立體圖，(b)是截面圖。
[0040]圖8是使用第2實施方式的半導體放射線檢測器而進行放射線測量時的放射線檢測電路的構成圖。
[0041]圖9是使用第2實施方式的半導體放射線檢測器而測量出的57Co線源的Y射線能譜的說明圖，(a)是剛施加偏置電壓之后的Y射線能譜的說明圖，(b)是開始施加偏置電壓之后8小時后的Y射線能譜的說明圖。
[0042]圖10是在核醫學診斷裝置上具備第1、第2實施方式的半導體放射線檢測器的第I適用例、即單光子發射斷層攝像裝置(SPECT攝像裝置)的概略構成圖。
[0043]圖11是在核醫學診斷裝置上具備第1、第2實施方式的半導體放射線檢測器的第2適用例、即正電子發射型斷層攝像裝置(PET攝像裝置)的概略構成圖。

【具體實施方式】
[0044]以下，參照附圖對本發明的半導體放射線檢測器以及使用了其的核醫學診斷裝置進行詳細說明。
[0045](第I實施方式的半導體放射線檢測器)
[0046]圖1是示意性顯示本發明的第I實施方式的半導體放射線檢測器的圖，(a)是立體圖，(b)為截面圖。
[0047]本實施方式的半導體放射線檢測器IOlA(在以下簡稱為“檢測器101A”)如圖1(a)、(b)所示那樣，具備:形成為平板狀的I塊半導體晶體111、配置于半導體晶體111的一個面(圖1中的下表面)的第I電極(正電極、負電極)112、以及配置于另一個面(圖1中的上表面)的第2電極(負電極、正電極)113。另外，在半導體晶體111的表面之中除了被第I電極112或者第2電極113被覆的面以外的面上，以被覆半導體晶體111的形式設置有側面鈍化層114。
[0048]此處，稱為側面鈍化層114是因為，在半導體晶體111的對向的2面上形成有第1、第2電極112、113，因而主要被第I電極112或者第2電極113被覆的面以外相當于側面部。然而，關于該“側面鈍化層114”，并非如其名稱那樣限定于側面部，存在在半導體晶體111的對向的2面的一部分未形成第1、第2電極112、113的區域的情況下，也包括該區域。
[0049]半導體晶體111成為與放射線(Y射線等)發生相互作用而生成電荷的區域，通過將溴化鉈(TlBr)的單晶切片而形成。本實施方式中，半導體晶體111的厚度例如為
0.8mm，形成第I電極112以及第2電極113的面在圖1(a)中的橫寬、縱深尺寸例如設為5.1mmX 5.0mm的薄板狀。
[0050]另外，第I電極112以及第2電極113通過使用金、鉬、或者鈀中的任一個而形成，其厚度例如為50nm (納米)。
[0051]第I電極112以及第2電極113在圖1 (a)中的橫寬、縱深尺寸例如為
5.1mmX 5.0mm。另外,側面鈍化層114的厚度例如為約8nm。
[0052]予以說明的是，前述的各尺寸是示出一個例子的尺寸，不限定于前述各尺寸，但本實施方式中以該尺寸為例子而進行以下說明。
[0053]下面說明具備這樣的半導體晶體111、第I電極112、第2電極113、以及側面鈍化層114的檢測器IOlA的制作工序。
[0054]首先，例如，在形成為尺寸5.1mmX 5.0mm的平板狀的溴化鉈的半導體晶體111的一個面(圖1中的下表面)，通過電子束蒸鍍法而粘著50nm的金、鉬、或者鈀，形成第I電極112。
[0055]接著，在半導體晶體111的與形成了第I電極112的面相反一側的面(圖1中的上表面)，通過電子束蒸鍍法而粘著50nm的金、鉬、或者鈀，形成第2電極113。
[0056]其后，利用通過四氟化碳氣體的高頻放電而生成的氟等離子體對表面整體進行處理，將半導體晶體111的表面之中未被第I電極112以及第2電極113中的任一個電極被覆的面(對應于權利要求書中記載的“半導體晶體的表面之中除了被負電極或者正電極被覆的面以外的剩余面”)上存在的鉈氧化物還原，并且將所生成的鉈(金屬)以及在制作半導體晶體111時在表面附近生成的鉈(金屬)氟化，形成由鉈的氟化物形成的側面鈍化層114。在該情況下，第I電極112以及第2電極113由金、鉬、或者鈀構成，因而不與氟等離子體反應，不變化。
[0057]順便一提，由鉈的氟化物形成的側面鈍化層114是極其薄的，也存在如下情況:在半導體晶體111的表面之中未被第I電極112以及第2電極113中的任一個電極被覆的面(對應于權利要求書中記載的“半導體晶體的表面之中除了被負電極或者正電極被覆的面以外的剩余面”)上并未全部地形成由鉈的氟化物形成的側面鈍化層114。在該情況下，構成半導體晶體111的溴化鉈局部露出，因而側面鈍化層114形成包含鉈的氟化物與鉈的溴化物的混合物的側面鈍化層114。
[0058]此處，利用通過三氯化硼氣體的高頻放電而生成的氯等離子體對表面整體進行處理，以替代前述的利用氟等離子體的處理，將半導體晶體111的表面之中未被第I電極112以及第2電極113中的任一個電極被覆的面(對應于權利要求書中記載的“半導體晶體的表面之中除了被負電極或者正電極被覆的面以外的剩余面”)上存在的鉈氧化物還原，并將所生成的鉈(金屬)以及在制作半導體晶體111時在表面附近生成的鉈(金屬)氯化，也可形成由鉈的氯化物形成的側面鈍化層114。在該情況下，也由于第I電極112以及第2電極113由金、鉬、或者鈀構成，因而不與氯等離子體反應，不變化。
[0059]進一步，利用通過氫氣和水蒸汽氣體的微波放電而生成的氫等離子體對表面整體進行處理，以替代前述的利用氟等離子體的處理、利用氯等離子體的處理，將在半導體晶體111的表面之中未被第I電極112以及第2電極113中的任一個電極被覆的面(對應于權利要求書中記載的“半導體晶體的表面之中除了被負電極或者正電極被覆的面以外的剩余面”)上存在的鉈氧化物還原，然后將帶有第I電極112以及第2電極113的半導體晶體111浸潰于鹽酸從而進行氯化，也可形成由鉈的氯化物形成的側面鈍化層114。在該情況下，第I電極112以及第2電極113由金、鉬、或者鈀構成，因而不與氫等離子體、鹽酸反應，不變化。
[0060]順便一提，利用氯等離子體對表面整體進行處理，或者浸潰于鹽酸而形成的由鉈的氯化物形成的側面鈍化層114是極其薄的，也存在如下情況:在半導體晶體111的表面之中未被第I電極112以及第2電極113中的任一個電極被覆的面(對應于權利要求書中記載的“半導體晶體的表面之中除了被負電極或者正電極被覆的面以外的剩余面”)上并未全部形成由鉈的氯化物形成的側面鈍化層114。在該情況下，構成半導體晶體111的溴化鉈局部露出，因而側面鈍化層114形成包含鉈的氯化物與鉈的溴化物的混合物的側面鈍化層114。
[0061]經由如下工序而獲得檢測器1lA:將這樣的半導體晶體111的表面之中未被第I電極112以及第2電極113中的任一個電極被覆的面(對應于權利要求書中記載的“半導體晶體的表面之中除了被負電極或者正電極被覆的面以外的剩余面”)上存在的鉈氧化物還原，并且將所生成的鉈(金屬)以及在制作半導體晶體111時在表面附近生成的鉈(金屬)制成鉈的氟化物或者鉈的氯化物，形成由鉈的氟化物形成的側面鈍化層114或者由鉈的氟化物與鉈的溴化物的混合物形成的側面鈍化層114、或者由鉈的氯化物形成的側面鈍化層114或者由鉈的氯化物與鉈的溴化物的混合物形成的側面鈍化層114。
[0062]在本實施方式的檢測器IOlA中，溴化鉈的半導體晶體111的表面之中未被第I電極112以及第2電極113中的任一個電極被覆的面被將鉈氟化或者氯化而形成的前述側面鈍化層114被覆，因而不會將構成半導體晶體111的溴化鉈氧化，另外，側面鈍化層114自身與鉈(金屬)、鉈氧化物相比電阻率充分高。進一步，也不會在半導體晶體111與側面鈍化層114之間殘存鉈(金屬)。
[0063](放射線檢測電路)
[0064]接著，使用圖2說明使用前述的檢測器IOlA進行放射線測量時的電路構成。圖2是使用第I實施方式的半導體放射線檢測器進行放射線測量時的放射線檢測電路的構成圖。
[0065]在圖2中，放射線檢測電路300A具備:具有半導體晶體111 (參照圖1)及在其2個對向面的第I電極112和第2電極113的檢測器101A、對檢測器IOlA施加電壓的平滑電容器320、向平滑電容器320的一個電極(例如，第I電極112側)供給正電荷的第I直流電源311、向平滑電容器320的前述一個電極供給負電荷的第2直流電源312。
[0066]予以說明的是，在圖2中，將平滑電容器320的一個電極設為第I電極112側，將另一個電極設為接地線側，但并不限定于此，也可將一個電極設為第2電極113側，將另一個電極設為接地線側。
[0067]另外還具備:按照從第I直流電源311向平滑電容器320的前述一個電極流過電流的方式根據恒定電流特性的極性而連接的第I恒定電流二極管318、按照從平滑電容器320的前述一個電極向第2直流電源312流過電流的方式根據恒定電流特性的極性而連接的第2恒定電流二極管319、與將第I直流電源311與平滑電容器320的前述一個電極連接的配線連接的第I Photo MOS繼電器(Photo MOS relay) 315、以及與將第2直流電源312與平滑電容器320的前述一個電極連接的配線連接的第2 Photo MOS繼電器316。
[0068]此處，第I恒定電流二極管318和第2恒定電流二極管319構成了恒定電流裝置361。
[0069]進一步，在第I直流電源311與第I Photo MOS繼電器315之間具備電阻313作為過電流防止用的電阻，另外，在第2直流電源312與第2 Photo MOS繼電器316之間具備電阻314作為過電流防止用的電阻。
[0070]第I Photo MOS繼電器315和第2 Photo MOS繼電器316的開閉通過開關控制裝置317來控制。
[0071]另外，第I Photo MOS繼電器315和第2 Photo MOS繼電器316作為功能而言是繼電器(relay),但是由于具備高速的響應性，以及為了防止由振動(chattering)等導致的錯誤動作而在結構上沒有機械性的接點并且具備高的可靠性，因而使用了 Photo MOS繼電器。
[0072]另外，在檢測器1lA的輸出偵彳，泄放電阻321的一端側與耦合電容器322的一個電極連接，在耦合電容器322的另一個電極上連接有將檢測器1lA的輸出信號放大的放大器 323。
[0073]第I直流電源311的負極、第2直流電源312的正極、平滑電容器320的前述另一個電極、以及泄放電阻321的另一端側分別與接地線連接。
[0074]進一步，在開關控制裝置317和放大器323上連接有對第1、第2 Photo MOS繼電器315、316的開閉以及放大器323的輸出極性反轉的時機進行控制的極性綜合控制裝置324。
[0075]予以說明的是，關于第I恒定電流二極管318和第2恒定電流二極管319，使恒定電流特性的極性彼此相反，串聯地連接而構成了恒定電流裝置361。在該構成中，關于第I恒定電流二極管318和第2恒定電流二極管319中使用的現狀的一般性恒定電流二極管，由于利用使場效應型晶體管(FET:Field Effect Transistor)的源電極和柵電極發生了短路的結構而制出了恒定電流特性，因而在施加了反向電壓的情況下在場效應型晶體管之中形成的p-n結順時針偏置，施加電壓的大電流流向檢測器1lA的第I電極112。也就是說，恒定電流二極管的電流特性具有極性。
[0076]因此，第I恒定電流二極管318與第2恒定電流二極管319通過使恒定電流特性的極性彼此相反而串聯地連接，從而可獲得沒有極性差異的恒定電流特性。出于這樣的原由，關于恒定電流裝置361，通過制成使得第I恒定電流二極管318與第2恒定電流二極管319的恒定電流特性的極性彼此相反而串聯連接的構成，從而具有沒有極性差異的恒定電流特性。
[0077]在通過放射線檢測電路300A來測量Y射線等放射線能量的情況下，在檢測器1lA的第I電極112與第2電極113的電極間，利用第I直流電源311或者第2直流電源312和平滑電容器320，施加了電荷收集用的偏置電壓(例如+500V或者-500V)。、射線入射于施加了偏置電壓的檢測器1lA時，在構成檢測器1lA的半導體晶體111 (參照圖1)與入射的Y射線之間發生相互作用，生成電子以及空穴這樣的電荷。
[0078]另外，施加于檢測器1lA的第I電極112的偏置電壓如前所述例如切換為+500V或者-500V，因而在將正電壓施加于第I電極112的狀態下，第I電極112成為正電極，第2電極113成為負電極。相反地，在將負電壓施加于第I電極112的狀態下，第I電極112成為負電極，第2電極113成為正電極。
[0079]生成的電荷從檢測器1lA的第2電極113作為Y射線檢測信號(放射線檢測信號)被輸出。該Y射線檢測信號經由耦合電容器322被輸入至放大器323。泄放電阻321起著防止電荷持續蓄積于耦合電容器322，使得檢測器1lA的輸出電壓不過于升高的作用。放大器323起著將作為微小電荷的Y射線檢測信號轉換為電壓并且放大的作用。
[0080]由放大器323放大了的Y射線檢測信號通過后段的模擬、數字轉換器(未圖示)被轉換為數字信號，通過數據處理裝置(未圖示)對Y射線的每個能量進行計算。關于這些后段的模擬、數字轉換器、Y射線的能量數據處理裝置，為公知的技術，例如公開于日本特開2005-106807號公報等中，省略詳細內容。
[0081]予以說明的是，在圖2中帶有符號301A的由虛線框圍起來的部分表示的是單位放射線檢測器電路301A，其對配置有多個檢測器1lA的后述核醫學診斷裝置的SPECT攝像裝置600、PET攝像裝置700中的每個檢測器IOlA進行設置。
[0082]此處，放大器323是能夠利用極性綜合控制裝置324來切換輸出極性的類型的放大器。即，通過極性綜合控制裝置324，經由開關控制裝置317、第1、第2 Photo MOS繼電器315、316，在Y射線檢測時，切換在圖2的檢測器IOlA的第2電極113上收集負電荷還是收集正電荷，據其而切換I禹合電容器322的另一個電極輸出正電壓的輸出脈沖還是輸出負電壓的輸出脈沖。
[0083]因此，放大器323形成了如下構成:根據來自極性綜合控制裝置324的指令信號，例如，按照從耦合電容器322的另一個電極輸出正電壓的輸出脈沖時作為非反轉放大器發揮功能，從I禹合電容器322的另一個電極輸出負電壓的輸出脈沖時作為反轉放大器發揮功能的方式，使得輸出極性可變。
[0084]關于極性綜合控制裝置324，根據預先設定的例如每5分鐘的極性反轉時間信息，向開關控制裝置317和放大器323發送“正偏”、“負偏”、“從正向負的偏置反轉”、“從負向正的偏壓反轉”的指令信號。開關控制裝置317根據該指令信號將第1、第2 Photo MOS繼電器315、316進行開閉。
[0085](關于極化(polarization))
[0086]另外，作為檢測器101A的構件的半導體晶體111 (參照圖1)由溴化鉈構成，因而對檢測器101A使用第I直流電源311，例如連續地施加+500V的偏置電壓時，會在半導體晶體111上產生極化(polarization，晶體結構、特性的偏置)，產生放射線測量性能的劣化，使Y射線的能量分辨能力劣化。
[0087]為了防止極化，需要將施加于檢測器101A的偏置電壓的極性周期性地反轉。即，需要例如從+500V到-500V、從-500V到+500V地進行極性反轉。反轉的周期例如為5分鐘。
[0088]首先，對最初向檢測器101A施加+500V的偏置電壓的情況進行說明。正的直流偏置電壓由第I直流電源311供給。由第I直流電源311對檢測器101A直接施加+500V的電壓時產生噪聲，因而在途中介設接地的平滑電容器320而對檢測器101A的第I電極112施加電壓。即，向檢測器101A施加的偏置電壓實質上是由平滑電容器320施加的。
[0089]向檢測器101A施加正的偏置電壓時，開關控制裝置317關閉第I Photo MOS繼電器315(第I Photo MOS繼電器315是開的狀態)，并且打開第2 Photo MOS繼電器316(第2 Photo MOS繼電器316是關的狀態)。
[0090]平滑電容器320通過第I恒定電流二極管318 (以及第2恒定電流二極管319)進行充電，平滑電容器320的電壓成為+500V。伴隨于此，施加于檢測器101A的偏置電壓也成為 +500V。
[0091]相反地，向檢測器101A施加-500V的偏置電壓的情況下,關于負的直流偏置電壓，利用第2直流電源312，在途中介設為了抑制噪聲產生而接地的平滑電容器320從而供給于檢測器101A的第I電極112。關于開關控制裝置317，向檢測器101A施加負的偏置電壓時，打開第I Photo MOS繼電器315(第IPhoto MOS繼電器315是關的狀態)，并且關閉第2 Photo MOS繼電器316(第2 Photo MOS繼電器316是開的狀態)。平滑電容器320由第2恒定電流二極管319 (以及第I恒定電流二極管318)進行充電，平滑電容器320的電壓成為-500V。
[0092]關于放射線檢測電路300A，通過將正電荷或者負電荷蓄積于平滑電容器320的一個電極，從而使向檢測器1lA施加的偏置電壓正負反轉。
[0093]接著，一邊參照圖3，一邊對施加于檢測器1lA的偏置電壓的時間變化進行說明。圖3是施加于第I實施方式的半導體放射線檢測器的偏置電壓的時間變化的說明圖。在本實施方式中，關于施加于檢測器1lA的偏置電壓,例如,最初為+500V(符號411),但其后通過偏置電壓的周期反轉而變化為-500V (符號413)，并且繼續5分鐘，其后再次返回至+500V(符號411)。之后反復進行該過程。
[0094]偏置電壓反轉時的時間變化(符號412和414)部分成為直線性的梯度，這是恒定電流裝置361的效果。另外，使偏置電壓進行反轉的期間，偏置電壓的絕對值作為電荷收集用而變得不充分，無法充分地取出Y射線檢測信號，而由符號416以及417表示的測量的中斷時間分別為0.3秒。雖然在5分鐘的測量中產生0.3秒的中斷時間，但是在將放射線檢測電路300A應用于核醫學診斷裝置、國土安全保障對策的放射線檢測器的情況下，是充分短的時間，不成問題。
[0095](第I實施方式的半導體放射線檢測器的放射線測量性能)
[0096]接著，一邊參照圖4 一邊對檢測器1lA的放射線測量性能進行說明。圖4是使用第I實施方式的半導體放射線檢測器而測量出的57Co線源的Y射線的能譜的說明圖，(a)是剛施加偏置電壓之后的Y射線的能譜的說明圖，(b)是開始施加偏置電壓后8小時后的Y射線的能譜的說明圖。在圖4(a)、(b)中，橫軸表示能量通道的通道序號。示出檢測Y射線檢測信號的脈沖波峰高而得到的Y射線能量值。因此，圖4中的能量通道的各序號表示的是將Y射線檢測信號的脈沖波峰高輸入多通道波峰高分析器并且以規定的能量寬度設定了 Y射線檢測信號的脈沖波峰高的任一個能量窗口(能量通道)的序號，對應于Y射線檢測信號所顯示的Y射線能量值。例如在圖4(a)中，在大致370通道附近的能量通道分配了大致122keV的Y射線能量值。縱軸是各能量通道的Y射線的計數率(countsper5min、每5分鐘的計算數)。
[0097]在圖4(a)中，在對應于大致122keV的能量通道的計數率處可看到峰。這樣的峰處的能量分辨能力如以下那樣表示。
[0098]能量分辨能力=(峰的半值寬度的通道數)/ (峰正下的通道數)
[0099]在圖4(a)和圖4(b)的2個Y射線能譜圖中，122keV的能量分辨能力都是大致8%。另外，監控使本實施方式的檢測器1lA連續工作8小時之后的暗電流，結果，維持約
0.1 μ A，暗電流不會間歇性、不規則地增大。至少經過8小時，能量分辨能力維持大致8%，噪聲也不會增大，能夠穩定地進行放射線測量。
[0100]以上是設置了側面鈍化層114(參照圖1)時的檢測器1lA的特性。
[0101](不設置鈍化層的比較例時的特性)
[0102]接著，一邊參照圖5、圖6 —邊示出在不設置側面鈍化層114時的半導體檢測器501 (以下簡稱為“檢測器501”)的比較例，通過將其特性與圖4進行對比，從而顯現設置了側面鈍化層114時的檢測器1lA的特征和優越性。圖5是比較例的半導體放射線檢測器的構成的示意圖，(a)是立體圖，(b)是截面圖。圖6是使用比較例的半導體放射線檢測器而測量出的57Co線源的Y射線能譜的說明圖，(a)是剛施加偏置電壓之后的Y射線能譜的說明圖，(b)是開始施加偏置電壓后8小時后的Y射線能譜的說明圖。
[0103]圖5所示的比較例是，在溴化鉈的半導體晶體111的未被第I電極112以及第2電極113中的任一個電極被覆的面上不設置鈍化層時的半導體檢測器。
[0104]在圖6(a)中122keV的能量分辨能力為大致8%，但是在圖6 (b)中能量分辨能力降低至大致12%。監控使比較例的檢測器501連續工作8小時之后的第I電極112與第2電極113之間的暗電流，結果，剛施加偏置電壓之后為約0.12 μ A，而在8小時之后在約
0.12?0.3 μ A之間間歇性、不規則性地變化。
[0105]以上，在第I實施方式的檢測器101Α(參照圖1)與比較例的檢測器501 (參照圖5)的特性比較中，第I實施方式的檢測器1lA即使進行8小時的連續工作也未發現暗電流的增大并且能量分辨能力也不變化，相對于此，比較例的檢測器501在8小時的連續工作之后暗電流間歇性、不規則地增大并且能量分辨能力相比于剛施加偏壓之后大大降低。
[0106]因此，第I實施方式的檢測器101Α，從放射線測量性能的穩定性的觀點考慮，與比較例的檢測器501相比大大改善。這是基于在本發明的第I實施方式的檢測器1lA中設置了側面鈍化層114的情況而得到的效果。
[0107](第2實施方式的半導體放射線檢測器)
[0108]接著，一邊參照圖7至圖9 一邊對本發明的第2實施方式的半導體放射線檢測器1lB以及使用了其的放射線檢測電路300Β進行說明。
[0109]對于與第I實施方式的半導體放射線檢測器1lA以及其放射線檢測電路300Α相同的構成要素，賦予相同的符號，省略重復的說明。
[0110]圖7是本發明的第2實施方式的半導體放射線檢測器的構成的示意圖，(a)是立體圖，(b)是截面圖。
[0111]本實施方式的半導體放射線檢測器1lB (在以下簡稱為“檢測器101B”)如圖7(a)所示，具備I塊半導體晶體111、配置于半導體晶體111的一個面(在圖7中下表面)的作為共通電極的第I電極(正電極、負電極)112、以及配置于另一個面(在圖7中上表面)的多個作為分割電極的例如第2電極(負電極、正電極)113A?113D。以下，也存在將第2電極113A?113D僅稱為第2電極(正電極、負電極)113的情況。
[0112]另外，在半導體晶體111的表面之中除了被第I電極112或者第2電極113被覆的面以外的面上，在側面形成了側面鈍化層114，圖7中的上表面的第2電極113A?113D各個之間形成了分割電極間鈍化層115(參照圖7(b))。
[0113]本實施方式中，在一個檢測器1lB中，通過將相對于共通電極的第I電極112隔著半導體晶體111對向的第2電極113劃分為多個分割電極，從而對應于第2電極113A?113D的逐個以作為獨立的半導體檢測器(檢測通道)起作用的檢測部(通道)101a?1ld的形式，構成共計4個。
[0114]半導體晶體111成為與放射線(Y射線等)發生相互作用而生成電荷的區域，通過將溴化鉈(TlBr)的單晶切片而形成。本實施方式中，半導體晶體111的厚度例如為
0.8mm，形成第I電極112以及第2電極113A?113D的面在圖7(a)中的橫寬、縱深尺寸例如設為5.1mmX 5.0mm的薄板狀。
[0115]另外，第I電極112以及第2電極113使用金、鉬、或者鈀中任一個而形成，其厚度例如為50nm。
[0116]第2電極113A?113D在圖7(a)中的橫寬、縱深尺寸例如為1.2_X5.0_。
[0117]此處，側面鈍化層114以及分割電極間鈍化層115的厚度例如為約8nm，分割電極間鈍化層115在圖7(a)、(b)中的橫寬例如為0.1mm。
[0118]予以說明的是，前述的各尺寸示出的是一個例子，并不限于前述各尺寸，第2電極113的分割數也不限于4個。
[0119]接著，說明這樣的具備半導體晶體111、第I電極112、第2電極113A?113D、側面鈍化層114、以及分割電極間鈍化層115的檢測器IOlB的制作工序。
[0120]首先，在形成為平板狀的溴化鉈的半導體晶體111的一個面(圖7(a)中的下表面)，通過電子束蒸鍍法而粘著例如50nm的金、鉬、或者鈀，形成第I電極112。
[0121]接著，在半導體晶體111的形成了第I電極112的面的相反側的面(圖7(a)中的上表面)，僅在不形成第2電極113A?113D的間隙部分涂布光致抗蝕劑，其后通過電子束蒸鍍法而粘著例如50nm的金、鉬、或者鈕,其后通過去除光致抗蝕劑的剝離法(lift offmethod)進行加工,從而形成作為分割電極的第2電極113A?113D。
[0122]其后，利用通過四氟化碳氣體的高頻放電而生成的氟等離子體對表面整體進行處理，將在半導體晶體111的表面之中未被第I電極112以及第2電極113A?113D中的任一個電極被覆的面(對應于權利要求書中記載的“半導體晶體的表面之中除了被負電極或者正電極被覆的面以外的剩余面”)上存在的鉈氧化物還原，并且將所生成的鉈(金屬)以及在半導體晶體111制作時在表面附近生成的鉈(金屬)進行氟化，從而形成由包含鉈的氟化物的鈍化層或者包含鉈的氟化物與鉈的溴化物的混合物的鈍化層構成的側面鈍化層114以及分割電極間鈍化層115。
[0123]此處，利用通過三氯化硼氣體的高頻放電而生成的氯等離子體對表面整體進行處理，以替代前述的利用氟等離子體的處理，將半導體晶體111的表面之中未被第I電極112以及第2電極113A?113D中的任一個電極被覆的面(對應于權利要求書中記載的“半導體晶體的表面之中除了被負電極或者正電極被覆的面以外的剩余面”)上存在的鉈氧化物還原，并且將所生成的鉈(金屬)以及在半導體晶體111制作時在表面附近生成的鉈(金屬)氯化，從而形成由包含鉈的氯化物的鈍化層或者包含鉈的氯化物與鉈的溴化物的混合物的鈍化層構成的側面鈍化層114以及分割電極間鈍化層115。在該情況下，第I電極112以及第2電極113A?113D由金、鉬、或者鈀構成，因而不與氯等離子體反應，不變化。
[0124]進一步，利用通過氫氣和水蒸汽氣體的微波放電而生成的氫等離子體對表面整體進行處理，以替代前述的利用氟等離子體的處理、利用氯等離子體的處理，將在半導體晶體111的表面之中未被第I電極112以及第2電極113A?113D中的任一個電極被覆的面(對應于權利要求書中記載的“半導體晶體的表面之中除了被負電極或者正電極被覆的面以外的剩余面”)上存在的鉈氧化物還原，然后將所生成的鉈(金屬)以及在半導體晶體111制作時在表面附近生成的鉈(金屬)浸潰于鹽酸而氯化，從而也可形成由包含鉈的氯化物的鈍化層或者包含鉈的氯化物與鉈的溴化物的混合物的鈍化層構成的側面鈍化層114以及分割電極間鈍化層115。在該情況下，第I電極112以及第2電極113A?113D由金、鉬、或者鈀構成，因而不與氫等離子體、鹽酸反應，不變化。
[0125]經由這樣的工序從而獲得檢測器101B。在本實施方式的檢測器IOlB中，溴化鉈的半導體晶體111的表面之中未被第I電極112以及第2電極113A?113D中的任一個電極被覆的面(對應于權利要求書中記載的“半導體晶體的表面之中除了被負電極或者正電極被覆的面以外的剩余面”)，被將鉈(金屬)氟化或者氯化而形成的側面鈍化層114以及分割電極間鈍化層115被覆，因而構成半導體晶體111的溴化鉈不會被氧化，另外，側面鈍化層114、分割電極間鈍化層115自身也與鉈(金屬)、鉈的氧化物相比電阻率充分高，進一步在半導體晶體111與側面鈍化層114以及分割電極間鈍化層115之間也不會殘存鉈(金屬)。
[0126]使用檢測器1lB進行放射線測量時的電路構成與使用第I實施方式的檢測器1lA進行放射線測量時的放射線檢測電路300A(參照圖2)大致同樣，示于圖8中。
[0127]圖8是使用第2實施方式的半導體放射線檢測器進行放射線測量時的放射線檢測電路的構成圖。關于放射線測量的具體方法，也與第I實施方式的情況完全同樣(參照圖3)。
[0128]圖2所示的放射線檢測電路300A與圖8所示的放射線檢測電路300B的不同點在于，對第2電極113A?113D分別設置泄放電阻321、耦合電容器322、放大器323、對來自放大器323的輸出信號進行處理的后段的模擬、數字轉換器(未圖示)等。
[0129]順便一提，各放大器323從極性綜合控制裝置324輸入指令信號。
[0130]予以說明的是，在圖8中帶有符號301B并由虛線框圍起來的部分表示的是單位放射線檢測器電路301B，其對配置有多個檢測器1lB的后述的核醫學診斷裝置的SPECT攝像裝置600、PET攝像裝置700中的檢測器1lB進行設置。
[0131]圖9是使用第2實施方式的半導體放射線檢測器而測量出的57Co線源的Y射線能譜的說明圖，(a)是剛施加偏置電壓之后的Y射線能譜的說明圖，(b)是開始施加偏置電壓后8小時后的Y射線能譜的說明圖。
[0132]圖9是使用本實施方式的檢測器1lB之中的檢測部1la (參照圖7(b))，即，使用第I電極112和第2電極113A作為電極而測量出的57Co線源的Y射線能譜。在圖9(a)、(b)的2個圖中，122keV的能量分辨能力都是大致7%。此處，使用了檢測部1lb?1ld的情況下，能量分辨能力也完全同樣。另外，監控使本實施方式的檢測器1lB連續工作8小時時的第I電極112與第2電極113A?113D之間的暗電流，結果，分別維持約0.03 μ A，暗電流不會間歇性、不規則地增大。至少在8小時里4個檢測部1la?1ld的能量分辨能力全都維持大致7%，噪聲也不會增大，能夠穩定地進行放射線測量。
[0133](其它的實施方式)
[0134]在第I實施方式的檢測器1lA中，由鉈的氟化物、鉈的氯化物、鉈的氟化物與鉈的溴化物的混合物、鉈的氯化物與鉈的溴化物的混合物中的任一個構成側面鈍化層114 ;在第2實施方式的檢測器1lB中，由鉈的氟化物、鉈的氯化物、鉈的氟化物與鉈的溴化物的混合物、鉈的氯化物與鉈的溴化物的混合物中的任一個構成側面鈍化層114以及分割電極間鈍化層115。
[0135]但是，作為通過前述的利用氟等離子體的處理而生成的鉈的氟化物，可考慮T1F、TlF30另外，作為通過前述的利用氯等離子體的處理或者在利用氫等離子體對表面整體進行了處理之后浸潰于鹽酸的處理而生成的鉈的氯化物，可考慮T1C1、T12C13、TlCl2, TlCl4
坐寸O
[0136]在這樣的鉈的氟化物、鉈的氯化物之中，也存在吸收空氣中的水分而改變其化合物形態的物質。
[0137]因此，為了避免吸收空氣中的水分而使側面鈍化層114、分割電極間鈍化層115發生變質，也可至少對側面鈍化層114、分割電極間鈍化層115進行耐濕性的絕緣涂布，例如利用HumiSeal (Chase Corp.的注冊商標)進行絕緣涂布，提高側面鈍化層114、分割電極間鈍化層115的穩定性。此時，也可連第1、第2電極112、113—起對側面鈍化層114、分割電極間鈍化層115進行耐濕性的絕緣涂布。
[0138]另外，在圖2的放射線檢測電路300A和圖8的放射線檢測電路300B中，第I恒定電流二極管318、第2恒定電流二極管319相互地串聯連接而使用，但是也可將3個以上的恒定電流二極管進行組合而構成。另外，只要顯現恒定電流特性，則也可由其它的設備、電路構成。
[0139]進一步，在圖2的放射線檢測電路300A和圖8的放射線檢測電路300B中，示出了使用了第1、第2 Photo MOS繼電器315、316的例子，但由于作為功能而言是繼電器，因而也可以不一定是Photo MOS繼電器。只要可確保可靠性，則可使用一般的繼電器。
[0140](第1、第2實施方式的檢測器101AU01B對核醫學診斷裝置的第I適用例)
[0141]以上說明的第I實施方式的半導體放射線檢測器(檢測器)101A和第2實施方式的半導體放射線檢測器(檢測器)101B可適用于核醫學診斷裝置。圖10是在核醫學診斷裝置中適用了第1、第2實施方式的檢測器的第I適用例、即單光子發射斷層攝像裝置(SPECT攝像裝置)的概略構成圖。
[0142]圖10所示的是在作為核醫學診斷裝置的SPECT攝像裝置600中適用了第I實施方式的檢測器101A、或者第2實施方式的檢測器101B時的概略構成圖。在圖10中，關于SPECT攝像裝置600，按照在中央部分包圍圓筒中空狀的測量區域602的方式，具備例如對向配置的2臺放射線檢測設備(相機部)601A、601B、旋轉支撐臺(相機旋轉臺架)606、床體(bed) 31、以及圖像信息制作裝置603。
[0143]此處，2臺放射線檢測設備601A、601B是相同的構成，以在圖10中位于上側的放射線檢測設備601A為例子說明其構成。放射線檢測設備601A具備多個放射線測量單元611、單元支撐構件615以及遮光/電磁屏蔽體613。該放射線測量單元611具備以規定的排列搭載有多個檢測器101A (或者101B)的配線基板612以及準直儀614。
[0144]另外，圖像信息制作裝置603由數據處理裝置32和顯示裝置33構成。
[0145]放射線檢測設備601A、601B例如配置于在旋轉支撐臺606上在圓周方向偏離了180度的位置。具體而言，關于各個放射線檢測設備601A、601B的各單元支撐構件615 (通過部分截面圖僅圖示放射線檢測設備601A)，放射線檢測設備601A與放射線檢測設備601B按照成為在圓周方向隔開了 180度的位置的方式被安裝于旋轉支撐臺606上。然后，在單元支撐構件615上可裝卸地安裝包含配線基板612的多個放射線測量單元611。
[0146]關于多個檢測器ΙΟΙΑ(ΙΟΙΒ)，在由準直儀614隔出的區域K，在安裝于配線基板612的狀態下，按照對應于準直儀614的例如二維平面配置的多個放射線通路的方式多段地分別配置。準直儀614由放射線屏蔽材料例如鉛、鎢等形成，形成有放射線例如Y射線通過的多個放射線通路。
[0147]全部的配線基板612以及準直儀614配置于設置在旋轉支撐臺606上的遮光/電磁屏蔽體613內。該遮光/電磁屏蔽體613允許Y射線的透射，阻斷Y射線以外的電磁波對檢測器ΙΟΙΑ(ΙΟΙΒ)等造成的影響。
[0148]在這樣的SPECT攝像裝置600中，將載置有給藥了放射性藥劑的被檢體H的床體31移動，將被檢體H移動到測量區域602。然后，使旋轉支撐臺606旋轉，從而使各放射線檢測設備601A、601B在被檢體H的周圍旋轉，開始對從被檢體H內的放射性藥劑發射的Y射線進行檢測。
[0149]然后，從集聚了放射性藥劑的被檢體H內的集聚部(例如患部)D發射Y射線時，發射出的Y射線通過準直儀614的放射線通路而入射到對應于各放射線通路而配置的檢測器ΙΟΙΑ(ΙΟΙΒ)。然后，檢測器ΙΟΙΑ(ΙΟΙΒ)輸出Y射線檢測信號(放射線檢測信號)。關于該Y射線檢測信號，針對Y射線的每個能量(每個能量通道)通過數據處理裝置32進行計算，其信息等顯示于顯示裝置33。
[0150]予以說明的是，在圖10中，關于放射線檢測設備601A、601B，一邊被旋轉支撐臺606支撐，一邊如粗箭頭所示旋轉，一邊改變與被檢體H的角度，一邊進行攝像以及測量。另外，關于放射線檢測設備601A、601B，可以如細箭頭所示，相對于中空圓筒狀的測量區域602的軸向中心，在徑向外側以及徑向內側移動，改變與被檢體H的距離。
[0151]關于這樣的SPECT攝像裝置600中使用的檢測器1lA(101B)，使用在未被第1、第2電極112、113覆蓋的部分形成了側面鈍化層114(在檢測器1lB中是側面鈍化層114以及分割電極間鈍化層115)的半導體晶體111的溴化鉈，為了防止極化而使施加于檢測器lOlA(lOlB)的電荷收集用的偏置電壓每隔一定時間進行正負反轉地使用。其結果，對于檢測器ΙΟΙΑ(ΙΟΙΒ)，即使在長時間的測量中也能量分辨能力穩定，暗電流穩定且少，因此噪聲的增大少并且可獲得穩定的放射線測量性能。因此，可提供小型且廉價并且可進行穩定的長時間連續運轉的SPECT攝像裝置600。
[0152]如以上說明的那樣，前述第1、第2實施方式的檢測器101A、101B不限于SPECT攝像裝置600，也可使用于作為核醫學診斷裝置的伽瑪相機裝置、PET攝像裝置等。以下，示出適用于PET攝像裝置的例子。
[0153](本實施方式的半導體放射線檢測器對核醫學診斷裝置的第2適用例)
[0154]圖11是在核醫學診斷裝置中具備第1、第2實施方式的半導體放射線檢測器的第2適用例、即正電子發射型斷層攝像裝置(PET攝像裝置)的概略構成圖。
[0155]在圖11中，該PET攝像裝置(核醫學診斷裝置)700具備在中央部分具有中空圓筒狀的測量區域702的攝像裝置701、支撐被檢體H并可在長度方向上移動的床體31、圖像信息制作裝置703而構成。
[0156]予以說明的是，圖像信息制作裝置703具備數據處理裝置32以及顯示裝置33而構成。
[0157]在攝像裝置(相機部)701中，按照包圍測量區域702的方式，在圓周方向配置有多個在配線基板上搭載了多個前述檢測器1lA(或者檢測器101B)的印刷基板(配線基板)P。
[0158]在這樣的PET攝像裝置700中，具備具有數據處理功能的數字ASIC(數字電路用的Applicat1n Specific Integrated Circuit、數字電路用的針對特定用途的集成電路，未圖示)等，制成具有根據Y射線檢測信號(放射線檢測信號)判定出的Y射線的能量值、檢測時刻、檢測器ΙΟΙΑ(ΙΟΙΒ)的檢測通道ID (Identificat1n)的數據組，將該制成的數據組輸入數據處理裝置32。
[0159]順便一提，在使用檢測器1lB的情況下，各檢測部(通道)101a?1ld分別構成了分離的檢測通道，分別被賦予檢測通道ID。
[0160]在檢查時，起因于放射性藥劑而從被檢體H的體內放射出的Y射線通過檢測器lOlA(lOlB)而檢測。即，在從PET攝像用的放射性藥劑發射的正電子消失時，一對Y射線在約180度的相反方向發射，在多個檢測器ΙΟΙΑ(ΙΟΙΒ)之中以各個檢測通道ID進行檢測。將檢測出的Y射線檢測信號輸入于適合的前述數字ASIC，如前所述進行信號處理，將根據Y射線檢測信號判定出的Y射線的能量值、檢測到Y射線的檢測通道的位置信息(對應于檢測通道ID并預先存儲有檢測通道的位置信息)以及Y射線的檢測時刻信息輸入數據處理裝置32。
[0161]而后，利用數據處理裝置32，將通過I個正電子的消失而產生出的一對Y射線作為I個進行計數(同時計數)，檢測到該一對Y射線的2個檢測通道的位置以它們的位置信息為基礎進行確定。另外，關于數據處理裝置32，使用利用同時計數而獲得的計數值以及檢測通道的位置信息，從而制成放射性藥劑的集聚位置、即腫瘤位置處的被檢體H的斷層像信息(圖像信息)。將該斷層像信息顯示于顯示裝置33。
[0162]關于這樣的PET攝像裝置700中使用的檢測器1lA(101B)，使用在未被第1、第2電極112、113覆蓋的部分形成了側面鈍化層114(在檢測器1lB中為側面鈍化層114以及分割電極間鈍化層115)的半導體晶體111的溴化鉈，為了防止極化而使施加于檢測器lOlA(lOlB)的電荷收集用的偏置電壓每隔一定時間進行正負反轉地使用。其結果，在檢測器ΙΟΙΑ(ΙΟΙΒ)中即使在長時間的測量中也能量分辨能力穩定，暗電流穩定且少，因此噪聲的增大少并且可獲得穩定的放射線測量性能。因此，可提供小型且廉價并且可進行穩定的長時間連續運轉的PET攝像裝置700。
[0163]以上，根據本發明，即使在使用了溴化鉈作為構成放射線檢測器的半導體晶體同時使用了該放射線檢測器的長時間測量中也噪聲增大少并且可獲得穩定的測量性能。因此，可提供小型且廉價、且能夠以長時間穩定的性能運轉的半導體放射線檢測器、以及搭載有該半導體放射線檢測器的核醫學診斷裝置。
[0164]另外，在SPECT攝像裝置600、PET攝像裝置700等核醫學診斷裝置中，作為圖10、圖11所示的圖像信息制作裝置603、703，示出了數據處理裝置32和顯示裝置33的例子，但數據處理的形態存在各種各樣，因而也可以不是該數據處理裝置32與顯示裝置33的組合。
[0165]產業上的可利用性
[0166]本發明的半導體放射線檢測器101AU01B以及搭載有其的核醫學診斷裝置600、700能夠一邊確保這些核醫學診斷裝置的穩定工作，一邊實現小型化以及價格降低，因而有利于這些核醫學診斷裝置的普及，有在該領域廣泛應用、采用的可能性。
[0167]符號說明
[0168]31 床體
[0169]32數據處理裝置
[0170]33顯示裝置
[0171]101AU01B檢測器(半導體放射線檢測器)
[0172]101a、101b、101c、101d 檢測部(通道)
[0173]111半導體晶體
[0174]112第I電極(正電極、負電極)
[0175]113、113A、113B、113C、113D 第 2 電極(負電極、正電極)
[0176]114側面鈍化層
[0177]115分割電極間鈍化層
[0178]300A.300B放射線檢測電路
[0179]301A、30IB單位放射線檢測器電路
[0180]311第I直流電源
[0181]312第2直流電源
[0182]313、314 電阻
[0183]315 第 I Photo MOS 繼電器
[0184]316 第 2 Photo MOS 繼電器
[0185]317開關控制裝置
[0186]318第I恒定電流二極管
[0187]319第2恒定電流二極管
[0188]320平滑電容器
[0189]321泄放電阻
[0190]322耦合電容器
[0191]323放大器
[0192]324極性綜合控制裝置
[0193]361恒定電流裝置
[0194]416、417測量的中斷時間
[0195]600 SPECT攝像裝置(核醫學診斷裝置)
[0196]601A.601B放射線檢測設備(相機部)
[0197]602,702 測量區域
[0198]603,703圖像信息制作裝置
[0199]606旋轉支撐臺(相機旋轉臺架)
[0200]611放射線測量單元
[0201]612配線基板
[0202]613遮光/電磁屏蔽體
[0203]614準直儀
[0204]615單元支撐構件
[0205]700 PET攝像裝置(核醫學診斷裝置)
[0206]701攝像裝置(相機部)
[0207]D集聚部
[0208]H被檢體
[0209]K由準直儀隔出的區域
[0210]P印刷基板(配線基板)
【權利要求】
1.一種半導體放射線檢測器，其特征在于，其為使用由負電極以及正電極夾持的溴化鉈的半導體晶體而成的半導體放射線檢測器， 所述半導體晶體的表面之中除了被負電極或者正電極被覆的面以外的剩余面被鉈的氟化物、鉈的氯化物這2種物質之中的任一種物質、或者所述2種物質之中的任一種物質與鉈的溴化物的混合物被覆。
2.根據權利要求1所述的半導體放射線檢測器，其特征在于，其設置有多個檢測部，所述多個檢測部通過在所述半導體晶體的一個面上至少配置二個以上的所述負電極或者所述正電極而形成分離的通道。
3.根據權利要求1所述的半導體放射線檢測器，其特征在于，由金、鉬、鈀之中的至少一種以上的金屬構成所述負電極以及所述正電極。
4.根據權利要求2所述的半導體放射線檢測器，其特征在于，由金、鉬、鈀之中的至少一種以上的金屬構成所述負電極以及所述正電極。
5.一種核醫學診斷裝置，其特征在于，其為使用了權利要求1?4中任一項所述的半導體放射線檢測器的核醫學診斷裝置，具備: 具有安裝了多個所述半導體放射線檢測器的配線基板的相機部、 使所述相機部在用于插入支撐被檢體的床體的測量區域的圓周方向上進行旋轉的相機旋轉臺架、以及 使用基于由所述相機部的多個所述半導體放射線檢測器輸出的放射線檢測信號而獲得的信息來生成圖像的圖像信息制作裝置。
6.一種核醫學診斷裝置，其特征在于，其為使用了權利要求1?4中任一項所述的半導體放射線檢測器的核醫學診斷裝置，具備: 按照包圍用于插入支撐被檢體的床體的測量區域的方式在圓周方向上配置多個具有多個所述半導體放射線檢測器的配線基板而構成的相機部；以及 利用信號線與該相機部的所述配線基板連接，且使用基于由多個所述半導體放射線檢測器輸出的放射線檢測信號而獲得的信息來生成圖像的圖像信息制作裝置。
【文檔編號】G01T1/24GK104081225SQ201380006840
【公開日】2014年10月1日 申請日期:2013年1月25日 優先權日:2012年1月27日
【發明者】小南信也 申請人:株式會社日立制作所