WO2011111467A1 - 放射線計測装置および核医学診断装置 - Google Patents

Abstract

【課題】計測の途切れ時間を短くし、かつ増幅器の損傷を防止しつつ、安定した性能でポーラリゼーション無く計測できる放射線計測装置、およびそれを用いた核医学診断装置を提供する。 【解決手段】放射線計測装置（１１）は、放射線を検出する半導体放射線検出器（１１１）と、前記半導体放射線検出器に電圧を印加するコンデンサ（１１０）と、前記コンデンサの一方の電極に正電荷と負電荷を蓄積可能な少なくとも１つ以上の直流電源（１０１、１０２）と、前記直流電源から前記コンデンサの前記電極への電流を通流する定電流装置（１８９）と、前記直流電源と前記コンデンサの前記電極を接続する配線に接続された少なくとも２つ以上の開閉装置（１０５、１０６）と、を備えた。また、核医学診断装置（６００、７００）は前記放射線計測装置（１１）を備えた。

Description

放射線計測装置および核医学診断装置

　本発明は、放射線計測装置および核医学診断装置に関するものである。

　近年、γ線（ガンマ線）等の放射線を計測する放射線計測装置を用いた核医学診断装置が広く普及してきている。代表的な核医学診断装置がガンマカメラ装置、単光子放射断層撮像装置（ＳＰＥＣＴ（Single photon emission computed tomography）撮像装置）、陽電子放出型断層撮像装置（ＰＥＴ（Positron Emission Tomography）撮像装置、）などである。また、放射線計測装置を用いた放射能爆弾テロ対策用線量計等で、ホームランドセキュリティ（Homeland Security、国土安全保障）における放射線計測装置の需要が増大しつつある。

　これらの放射線計測装置に搭載される放射線検出器は、従来、シンチレータ（Scintillator、放射線エネルギーを吸収して蛍光を発する機器）と光電子増倍管とを組み合わせたものであったが、近年、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（ＣｄＴｅ）、カドミウム（Ｃｄ）・亜鉛（Ｚｎ）・テルル（Ｔｅ）、ガリウム砒素（ＧａＡｓ）、臭化タリウム（ＴｌＢｒ）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良く、かつ小型化が可能である等、種々の特徴がある。
　また、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。

　特に、前記の半導体結晶のうち、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。そのため、臭化タリウムによって構成された半導体放射線検出器を搭載した放射線計測装置、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を搭載した放射線計測装置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を搭載した放射線計測装置、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を搭載した放射線計測装置、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の通常のカソード電極およびアノード電極と臭化タリウム結晶との間にタリウム層を挿入することが行われる。これによって、タリウム金属および臭化タリウムの生成反応を利用し、ポーラリゼーションを防止し、長時間の安定動作が可能なことが明らかになった（例えば、特許文献１および非特許文献１参照）。
　ここで、ポーラリゼーションとは結晶構造や特性の偏りを意味するものであって、詳しくは後記する。

　また、臭化タリウム放射線検出器のカソード電極およびアノード電極と臭化タリウム結晶の間にタリウム層を挿入することに加えて、検出器に印加する電荷収集用の電圧を一定時間ごとに正負反転させる。これにより、タリウム金属および臭化タリウムの生成反応が可逆反応であることを利用して、検出器としてさらに長時間恒久的に使用できることが明らかになった（例えば、特許文献１および非特許文献２参照）。

特開２００９－１５６８００号公報

Ｎｕｃｌ． Ｉｎｓｔｒ． ａｎｄ Ｍｅｔｈ．Ａ、ｖｏｌ．５８５（２００８）の第１０２頁から第１０４頁 Ｎｕｃｌ． Ｉｎｓｔｒ． ａｎｄ Ｍｅｔｈ． Ａ、ｖｏｌ．６０７（２００９）の第１１２頁から第１１５頁

　ところで、臭化タリウムによって構成された半導体放射線検出器を搭載した放射線計測装置あるいはそれを用いた核医学診断装置を、長時間にわたって安定動作させる目的で、半導体放射線検出器に印加する電荷収集用の電圧を一定時間ごとに正負反転させることが行われる。この際、放射線計測の途切れが発生し、放射線計測装置あるいはそれを用いた核医学診断装置としては機能しなくなる。
　例えば、放射線計測装置を用いた核医学診断装置による検査のうち、被検体の体内から放出されるγ線を測定し、その時系列的な変化を調べる検査がある。具体的には、脳機能の検査や心臓・血管機能の検査である。

　また、核医学診断装置のうち、ガンマカメラ装置やＳＰＥＣＴ撮像装置によって心臓の機能検査を行う方法の一つとして行われる、ファーストパス法などがその例である。
　ファーストパス法では、末梢静脈より一塊の高濃度放射性医薬品を急速に注入し、静脈系－右心－肺循環－左心－動脈系を通過する様子を連続的に動態収集する。
　このように連続的な放射線計測を必要とする場合には、計測の途切れ時間を短縮しなければならない。

　したがって、臭化タリウムを用いた半導体放射線検出器を長時間にわたって使用する目的で、半導体放射線検出器に印加する電荷収集用の電圧を正負反転させる際には、電圧変化に要する時間をできるだけ短縮することが望ましい。
　しかしながら、臭化タリウムを用いた半導体放射線検出器に印加する電圧の変化率が大き過ぎると、半導体放射線検出器からのγ線検出信号を増幅する増幅器に過大な電流が流れ、増幅器を損傷させることになる。

　そこで、本発明はこのような問題点を解決するもので、その目的とするところは、ポーラリゼーション無く、かつ途切れ時間が短く、計測できる放射線計測装置、およびそれを用いた核医学診断装置を提供することである。

　前記の課題を解決して、本発明の目的を達成するために、以下のように構成した。
　すなわち、放射線を検出する半導体放射線検出器と、前記半導体放射線検出器に電圧を印加するコンデンサと、前記コンデンサの一方の電極に正電荷と負電荷を蓄積可能な少なくとも１つ以上の直流電源と、前記直流電源から前記コンデンサの前記電極への電流を通流する定電流装置と、前記直流電源と前記コンデンサの前記電極を接続する配線に接続された少なくとも２つ以上の開閉装置と、を備えた。

　かかる構成により、放射線計測の途切れ時間を短くし、かつ増幅器の損傷を防止しつつ、安定した性能でポーラリゼーション無く計測が可能となる。

　以上、本発明によれば、ポーラリゼーション無く、かつ途切れ時間が短く、計測できる放射線計測装置、およびそれを用いた核医学診断装置を提供できる。

本発明の放射線計測装置の第１の実施形態の回路構成を示したブロック図である。 本発明の放射線計測装置の第１の実施形態に用いられる半導体放射線検出器に印加されるバイアス電圧の時間変化を示す図である。 本発明の放射線計測装置の第２の実施形態の回路構成を示したブロック図である。 比較例の放射線計測装置の回路構成を示したブロック図である。 比較例の放射線計測装置の半導体放射線検出器に印加されるバイアス電圧の時間変化を示す図である。 本発明の放射線計測装置を核医学診断装置に備えた第１の適用例としての単光子放射断層撮像装置（ＳＰＥＣＴ撮像装置）の概略の構成図である。 本発明の放射線計測装置を核医学診断装置に備えた第２の適用例としての陽電子放出型断層撮像装置（ＰＥＴ撮像装置）の概略の構成図である。

　以下、本実施形態の放射線計測装置およびそれを用いた核医学診断装置について、図面を参照して詳細に説明する。

（放射線計測装置の第１の実施形態）
　図１は本実施形態の放射線計測装置の第１の実施形態の回路構成を示すブロック図である。図１において、放射線計測装置１１は、半導体結晶とその２つの対向面にカソード電極とアノード電極を有する半導体放射線検出器（以下では単に、検出器、または放射線検出器という）１１１と、検出器１１１に電圧を印加する平滑コンデンサ１１０と、平滑コンデンサ１１０の一方の電極に正電荷を供給する第１直流電源１０１と、平滑コンデンサ１１０の前記一方の電極に負電荷を供給する第２直流電源１０２と、を備えている。

　さらに、第１直流電源１０１から平滑コンデンサ１１０の前記一方の電極への電流を通流するように定電流特性の極性を合わせて接続した第１定電流ダイオード１０８と、平滑コンデンサ１１０の前記一方の電極から第２直流電源１０２への電流を通流するように定電流特性の極性を合わせて接続した第２定電流ダイオード１０９と、第１直流電源１０１と平滑コンデンサ１１０の前記一方の電極を接続する配線に接続された第１フォトモスリレー１０５と、第２直流電源１０２と平滑コンデンサ１１０の前記一方の電極を接続する配線に接続された第２フォトモスリレー１０６とを備えている。

　さらに、第１直流電源１０１の正極と第１フォトモスリレー１０５との間には抵抗１０３が、また、第２直流電源１０２の負極と第２フォトモスリレー１０６との間には抵抗１０４が過電流の防止用の抵抗として備えられている。
　第１フォトモスリレー１０５と第２フォトモスリレー１０６の開閉は、スイッチ制御装置１０７によって制御される。

　また、検出器１１１の出力にはブリーダ抵抗１１２と結合コンデンサ１１３の一方の電極が接続され、結合コンデンサ１１３の他方の電極には検出器１１１の信号を増幅する増幅器１１４が接続されている。さらに、スイッチ制御装置１０７と増幅器１１４には、フォトモスリレー１０５、１０６の開閉および増幅器１１４の極性反転のタイミングを制御する極性統合制御装置１１５が接続されている。

　第１直流電源１０１の負極、第２直流電源１０２の正極、平滑コンデンサ１１０の前記一方の電極以外の他方の電極、およびブリーダ抵抗１１２の一方の電極は、それぞれ接地線に接続される。
　また、第１フォトモスリレー１０５と第２フォトモスリレー１０６は、機能としてはリレー（継電器）であるが、高速の応答性を備えていること、およびチャタリング等による誤動作を防止するために構造上に機械的な接点がなく高い信頼性の備えていることで、フォトモスリレーが用いられている。

　なお、第１定電流ダイオード１０８と第２定電流ダイオード１０９は、互いに定電流特性の極性を逆にして直列に接続されて定電流装置１８９を構成している。この構成において、第１定電流ダイオード１０８と第２定電流ダイオード１０９に用いられている現状の一般的な定電流ダイオードは、電界効果型トランジスタ（ＦＥＴ：Field effect transistor）のソース電極とゲート電極とを短絡した構造で定電流特性が作り出されているので、逆電圧を加えた場合は電界効果型トランジスタの中で形成されているｐ－ｎ接合が順方向にバイアスされ、大きな電流が流れる。つまり定電流ダイオードの電流特性は極性を持っている。したがって、第１定電流ダイオード１０８と第２定電流ダイオード１０９とは互いに定電流特性の極性を逆にして直列に接続されることによって、極性の差がない定電流特性が得られる。このような理由から、定電流装置１８９は、第１定電流ダイオード１０８と第２定電流ダイオード１０９とを互いに定電流特性の極性を逆にして直列に接続された構成とすることにより、極性の差がない定電流特性を有している。

　放射線計測装置１１によってγ線等の放射線を計測する場合には、検出器１１１のカソード電極とアノード電極の電極間には、第１直流電源１０１あるいは第２直流電源１０２と平滑コンデンサ１１０によって、電荷収集用のバイアス電圧が印加されている（例えば、＋５００Ｖあるいは－５００Ｖ）。バイアス電圧が印加された検出器１１１にγ線が入射すると、検出器１１１を構成する半導体結晶と入射したγ線との間で相互作用が起こり、電子および正孔といった電荷が生成される。

　生成された電荷は、検出器１１１からγ線検出信号として出力される。このγ線検出信号は、結合コンデンサ１１３を介して、増幅器１１４に入力される。ブリーダ抵抗１１２は、結合コンデンサ１１３に電荷が蓄積し続けることを防止し、検出器１１１の出力電圧が上がり過ぎないようにする働きをする。増幅器１１４は、微小な電荷であるγ線検出信号を電圧に変換し増幅する働きをする。
　増幅器１１４によって増幅されたγ線検出信号は、後段のアナログ・デジタル変換器（図示せず）でデジタル信号に変換され、γ線のエネルギー毎にデータ処理装置（図示せず）によってカウントされる。

（ポーラリゼーションについて）
　ところで、検出器１１１の部材である半導体結晶を例えば臭化タリウムで構成した場合に、検出器１１１に対して第１直流電源１０１を用いて例えば＋５００Ｖのバイアス電圧を連続して印加すると、半導体結晶にポーラリゼーション（polarization、結晶構造や特性の偏り）が発生し、放射線計測装置１１としてγ線のエネルギー分解能が劣化する。ポーラリゼーションが発生する時間は、検出器１１１の部材である電極の種類や半導体結晶の出来不出来によってばらつきがあり、２０分から５０時間まで様々である。

　ポーラリゼーションを防止するには、検出器１１１に印加するバイアス電圧の極性を周期的に反転する必要がある。すなわち、例えば＋５００Ｖから－５００Ｖ、－５００Ｖから＋５００Ｖに極性反転する必要がある。反転の周期として、短い場合で１０分、長い場合で４０時間である。このバイアス電圧の極性の周期的反転により、放射線計測装置１１を５００時間以上連続して安定動作させることが可能である。
　ただし、バイアス電圧の極性を反転させる場合、バイアス電圧の絶対値が電荷収集用として不十分となり、γ線によって生成された電荷を信号として十分に取出せなくなる時間、すなわち放射線計測の途切れ時間が生じる。放射線計測装置を核医学診断装置や、ホームランドセキュリティ等に応用する場合、計測の途切れ時間はなるべく短い方が良い。

　また、増幅器１１４には、平滑コンデンサ１１０の電圧の時間変化と結合コンデンサ１１３の静電容量値との積に相当する電流が流れる。したがって、平滑コンデンサ１１０の電圧の時間変化が大きい場合、増幅器１１４に対して制限電流値よりも大きな電流が流れ、増幅器１１４を損傷させる可能性がある。そのため、バイアス電圧の極性を反転させる場合には、バイアス電圧の変化率の絶対値が一定値を超えないように制限する必要がある。

（ポーラリゼーション防止の制御方法、第１例）
　以下に、本実施形態の放射線計測装置１１において、ポーラリゼーションを防止するための制御方法を第１例として、図１および図２を用いて説明する。
　なお、図２は検出器１１１に印加されるバイアス電圧の時間変化を示す図であり、横軸は時間、縦軸は電圧を示している。
　まず、最初、検出器１１１に＋５００Ｖのバイアス電圧を印加する場合について説明する。正の直流バイアス電圧は、第１直流電源１０１によって供給される。第１直流電源１０１から検出器１１１に対して＋５００Ｖの電圧を直接印加するとノイズが発生するため、平滑コンデンサ１１０を用いて検出器１１１に電圧を印加する。すなわち、検出器１１１へ印加するバイアス電圧は、実質的には平滑コンデンサ１１０から印加されている。

　スイッチ制御装置１０７は、検出器１１１に正のバイアス電圧を印加する時にフォトモスリレー１０５を閉じている（フォトモスリレー１０５がオンの状態）と共にフォトモスリレー１０６を開いている（フォトモスリレー１０６がオフの状態）。

　平滑コンデンサ１１０は、定電流ダイオード１０８（および定電流ダイオード１０９）を介して充電され、平滑コンデンサ１１０の電圧は＋５００Ｖとなる。それに伴って、検出器１１１に印加されるバイアス電圧も＋５００Ｖとなる。逆に、検出器１１１に－５００Ｖのバイアス電圧を印加する場合、負の直流バイアス電圧は、第２直流電源１０２によって供給される。

　スイッチ制御装置１０７は、検出器１１１に負のバイアス電圧を印加する時にフォトモスリレー１０５を開くと共にフォトモスリレー１０６を閉じている。平滑コンデンサ１１０は、定電流ダイオード１０９を介して充電され、平滑コンデンサ１１０の電圧は－５００Ｖとなる。本実施形態は、平滑コンデンサ１１０の一方の電極に正電荷あるいは負電荷を蓄積することで、検出器１１１へ印加するバイアス電圧を正負反転させている。

　極性統合制御装置１１５は、予め設定された極性反転の時間情報に基づいてスイッチ制御装置１０７と増幅器１１４に「正バイアス」、「負バイアス」、「正から負へのバイアス反転」、「負から正へのバイアス反転」の指令信号を送信する。スイッチ制御装置１０７はこの指令信号に基づいてフォトモスリレー１０５、１０６を開閉する。

（実施形態の特性）
　本実施形態では、平滑コンデンサ１１０の静電容量値が０．１μＦ、定電流ダイオード１０８および１０９の制限電流値が０．５ｍＡ、結合コンデンサ１１３の静電容量値が１０００ｐＦ、増幅器１１４の制限電流値が１０μＡとし、バイアス電圧反転の周期を３０分とする場合を説明する。
　まず、極性統合制御装置１１５から「正バイアス」の指令信号が送信されている時は、スイッチ制御装置１０７によってフォトモスリレー１０５が閉じられ、フォトモスリレー１０６が開かれている状態なので、平滑コンデンサ１１０は定電流ダイオード１０８を介して正電荷が蓄積され、検出器１１１に印加されるバイアス電圧は＋５００Ｖとなる（図２の符号２０１）。

　次に、極性統合制御装置１１５から「正から負へのバイアス反転」の指令信号が送信されると、スイッチ制御装置１０７によってフォトモスリレー１０５が開かれた直後にフォトモスリレー１０６が閉じられ、平滑コンデンサ１１０に蓄積された正電荷は、定電流ダイオード１０９を介して第２直流電源１０２へ流れ、逆に負電荷が平滑コンデンサ１１０に蓄積されて、０．３秒後（図２の符号２０６）には平滑コンデンサ１１０の電圧は－５００Ｖとなる。平滑コンデンサ１１０の電圧の極性が反転する時に、検出器１１１に印加されるバイアス電圧の時間変化（図２の符号２０２）が直線的な勾配となり短時間で－５００Ｖになるのは、定電流ダイオード１０９による効果である。

　その後、極性統合制御装置１１５から「負バイアス」の指令信号が送信されている時は、スイッチ制御装置１０７によってフォトモスリレー１０５が開かれフォトモスリレー１０６が閉じられている状態なので、平滑コンデンサ１１０は定電流ダイオード１０９（および定電流ダイオード１０８）を介して負電荷が蓄積され、検出器１１１に印加されるバイアス電圧は－５００Ｖとなる（図２の符号２０３）。

　極性統合制御装置１１５から「正から負へのバイアス反転」の指令信号が送信されてから３０分後、逆に「負から正へのバイアス反転」の指令信号が送信されると、スイッチ制御装置１０７によってフォトモスリレー１０６が開かれた直後に、フォトモスリレー１０５が閉じられ、平滑コンデンサ１１０に蓄積された負電荷は、定電流ダイオード１０８を介して第１直流電源１０１へ流れ、逆に正電荷が平滑コンデンサ１１０に蓄積されて、０．３秒後には平滑コンデンサ１１０の電圧は＋５００Ｖとなる。

　平滑コンデンサ１１０の電圧の極性が反転する時に、検出器１１１に印加されるバイアス電圧の時間変化（符号２０４）が直線的な勾配となり短時間で＋５００Ｖになるのは、定電流ダイオード１０８による効果である。
　その後、再び極性統合制御装置１１５から「正バイアス」の指令信号が送信され、検出器１１１に印加されるバイアス電圧は＋５００Ｖが保持される（図２の符号２０５）。

　以上により、計測の途切れ時間２０６および２０７は、共に０．３秒となる。ここで、増幅器１１４に対して、その制限電流値よりも大きな電流が流れないように制限をして、増幅器１１４の損傷を防止する必要がある。本実施形態の場合、結合コンデンサ１１３の静電容量値が１０００ｐＦ、増幅器１１４の制限電流値が１０μＡであるため、平滑コンデンサ１１０の電圧の変化率の絶対値が、最大で１００００Ｖ／秒を超えないように制限する必要がある。本実施形態では、変化率の絶対値が最大で約３３００Ｖ／秒となる。結合コンデンサ１１３の静電容量値が１０００ｐＦであるため、増幅器１１４には最大で３．３μＡの電流が流れることになる。この値は、増幅器１１４の制限電流値に比べて低い値である。

　また、増幅器１１４に入力されるγ線検出信号は、検出器１１１に印加されるバイアス電圧の正負に対応して、正電荷か負電荷かが決まるが、それによって増幅器の極性を切換える必要がある。極性統合制御装置１１５から増幅器１１４に送信される「正バイアス」、「負バイアス」、「正から負へのバイアス反転」、「負から正へのバイアス反転」の指令信号により、増幅器１１４の極性はそれぞれ「負電荷対応」、「正電荷対応」、「負電荷対応から正電荷対応に反転」、「正電荷対応から負電荷対応に反転」と切換えられる。

　以上、本実施形態の放射線計測装置１１によれば、計測の途切れ時間を短くし、かつ増幅器の損傷を防止しつつ、安定した性能でポーラリゼーションが無く計測できる放射線計測装置を実現できる。

（定電流ダイオードと抵抗器とによる特性比較）
　以上は、定電流ダイオードを用いた場合の特性であった。定電流ダイオードを用いずに抵抗器を用いた場合の比較例を次に示し、その結果と対比することにより、定電流ダイオードを用いる場合の特徴と優位性を示す。

（抵抗器を用いた比較例の場合の特性）
　定電流ダイオードの替わりに抵抗器を用いた場合の回路と、特性を比較例として、それぞれ図４と図５に示す。（なお、図３は第２の実施形態を示したもので、後記する。）
　本実施形態の放射線計測装置１１の定電流ダイオード１０８および１０９に替えて、比較例では、図４に示すように、抵抗器４０８を用いて放射線計測装置５１を構成した場合である。この比較例の放射線計測装置５１を用いた場合のγ線計測の途切れ時間を求め、本実施形態の放射線計測装置１１を用いた場合の途切れ時間と比較する。

　放射線計測装置５１において、極性統合制御装置４１４の指令信号に基づいて、スイッチ制御装置４０７はフォトモスリレー４０５、４０６を開閉する。
　この比較例では、平滑コンデンサ４０９の静電容量値が０．１μＦ、結合コンデンサ４１２の静電容量値が１０００ｐＦ、増幅器４１３の制限電流値が１０μＡ、抵抗器４０８の抵抗値が１ＭΩとし、バイアス反転の周期を３０分とする場合を説明する。

　まず、極性統合制御装置４１４から「正バイアス」の指令信号が送信されている時は、スイッチ制御装置４０７によって、フォトモスリレー４０５が閉じられフォトモスリレー４０６が開かれている状態なので、平滑コンデンサ４０９は、抵抗器４０８を介して正電荷が蓄積され、検出器４１０に印加されるバイアス電圧は＋５００Ｖとなる（図５の符号５０１）。

　次に、極性統合制御装置４１４から「正から負へのバイアス反転」の指令信号が送信されると、スイッチ制御装置４０７によってまずフォトモスリレー４０５が開かれた直後にフォトモスリレー４０６が閉じられ、平滑コンデンサ４０９に蓄積された正電荷は、抵抗器４０８を介して第２直流電源４０２へ流れ、逆に負電荷が平滑コンデンサ４０９に蓄積されて、１．８秒後に検出器４１０に印加されるバイアス電圧が－５００Ｖになる（図５の符号５０２の後端）。

　平滑コンデンサ４０９の電圧の極性が反転する時に検出器４１０に印加されるバイアス電圧の時間変化の絶対値は、最大７０００Ｖ／秒となった。この時、増幅器４１３には最大で７．０μＡの電流が流れることになるが、増幅器４１３の制限電流値に比べて低い値である。しかし、時間の経過と共に平滑コンデンサ４０９と第２直流電源４０２の間の電位差が小さくなるため、平滑コンデンサ４０９の電圧の時間変化５０２は徐々に減少していく。そのため、定電流ダイオードを用いてバイアス電圧を直線的に変化させた本実施形態の場合と比較して、計測の途切れ時間５０６が１．８秒と長くなった。

　その後、極性統合制御装置４１４から「負バイアス」の指令信号が送信されている時は、本実施形態と同様に、検出器４１０に印加されるバイアス電圧は－５００Ｖとなる（図５の符号５０３）。

　極性統合制御装置４１４から「正から負へのバイアス反転」の指令信号が送信されてから３０分後、逆に「負から正へのバイアス反転」の指令信号が送信されると、スイッチ制御装置４０７によってフォトモスリレー４０６が開かれ、その直後にフォトモスリレー４０５が閉じられる。これによって、平滑コンデンサ４０９に蓄積された負電荷は、抵抗器４０８を介して第１直流電源４０１へ流れ、逆に正電荷が平滑コンデンサ４０９に蓄積されて、１．８秒後に検出器４１０に印加されるバイアス電圧が＋５００Ｖになった（図５の符号５０４、そして符号５０５）。

　平滑コンデンサ４０９の電圧の極性が反転する時に検出器４１０に印加されるバイアス電圧の時間変化の絶対値は、最大７０００Ｖ／秒となった。この時、増幅器４１３には最大で７．０μＡの電流が流れることになるが、増幅器４１３の制限電流値に比べて低い値である。しかし、時間の経過と共に平滑コンデンサ４０９の電圧の時間変化５０４は徐々に減少していく。そのため、定電流ダイオードを用いてバイアス電圧を直線的に変化させた本実施形態の場合と比較して、計測の途切れ時間５０７が１．８秒と長くなった。

　以上、図１の回路と図４の回路の特性比較において、図１の回路はバイアス電圧の最大の時間変化は３３００Ｖ／秒、増幅器への最大電流は３．３μＡであり、図４の回路の最大の時間変化は７０００Ｖ／秒、増幅器への最大電流は７．０μＡと比較すると、図１の回路の方が増幅器に与える影響度は少ない。にもかかわらず、図１の回路の計測途切れ時間は０．３秒であり、図４の回路は１．８秒であって、図１の回路の方が計測器に与える影響は少なく、６分の１に大幅に短縮されている。

　つまり、これらの３つの重要な特性において、すべて、本実施形態の放射線計測装置１１である図１の回路の方が、図４の回路よりも好ましい結果が得られ、大きく改善されている。これは図５の特性を得る回路が抵抗器を使用しているのに対し、図２の特性を得る回路は定電流ダイオードを用いたことによる。

　図５の特性を得る回路が抵抗器を用いた場合には、抵抗器の両端に大きな電位差があるときには大きな電流が流れるが、抵抗器の両端に電位差が少なくなってくると小さな電流しか流れなくなり、平滑コンデンサ４０９（図４）の電圧変化が少なくなって、多くの時間を要するためである。図１の回路の定電流装置１８９（定電流ダイオード１０８＋定電流ダイオード１０９）のように両端の電位差が少なくなっても一定の電流を流し続けるので、平滑コンデンサ１１０（図１）の電位を反転させるための時間が少なくてすむ。

　また、定電流であれば平滑コンデンサ１１０（図１）の電位差が充分に大きな値である当初においても、過大な電流が流れないので、増幅器１１４の制限電流値以下にすることが容易に可能となる。
　ちなみに、この効果は定電流ダイオードの「定電流」に起因する効果であるので、定電流特性を有する定電流デバイス、定電流回路、すなわち定電流装置であれば同様の効果が得られる。

（放射線計測装置の第２の実施形態）
　図３は本発明の放射線計測装置の第２の実施形態の回路構成を示すブロック図である。図３において、放射線計測装置２１は、半導体結晶とその２つの対向面にカソード電極とアノード電極を有する半導体放射線検出器（以下では単に、検出器という）３１２と、検出器３１２に電圧を印加する平滑コンデンサ３１１と、平滑コンデンサ３１１の一方の電極に正電荷または負電荷を蓄積可能な直流電源３０１と、を備えている。
　さらに、直流電源３０１から平滑コンデンサ３１１の前記一方の電極への電流を通流するように定電流特性の極性を合わせて接続した第１定電流ダイオード３０９と、平滑コンデンサ３１１の前記一方の電極から直流電源３０１への電流を通流するように定電流特性の極性を合わせて接続した第２定電流ダイオード３１０と、直流電源３０１の正極と平滑コンデンサ３１１の前記一方の電極を接続する配線に接続された第１フォトモスリレー３０４と、直流電源３０１の負極と平滑コンデンサ３１１の前記一方の電極を接続する配線に接続された第２フォトモスリレー３０５と、直流電源３０１の正極からの接地線に接続された第３フォトモスリレー３０６と、直流電源３０１の負極からの接地線に接続された第４フォトモスリレー３０７とを備えている。

　なお、第１定電流ダイオード３０９と第２定電流ダイオード３１０は、前記した理由により、互いに定電流特性の極性を逆にして直列に接続されて定電流装置３１９を構成している。
　また、直流電源３０１の正極と第１フォトモスリレー３０４、３０６との間には抵抗３０２が、また、直流電源３０１の負極と第２フォトモスリレー３０５、３０７との間には抵抗３０３が過電流の防止用の抵抗として備えられている。
　フォトモスリレー３０４～３０７の開閉は、スイッチ制御装置３０８によって制御される。

　また、検出器３１２には、ブリーダ抵抗３１３と結合コンデンサ３１４の一方の電極が接続され、結合コンデンサ３１４の他方の電極には、検出器３１２の信号を増幅する増幅器３１５が接続されている。
　さらに、スイッチ制御装置３０８と増幅器３１５には、フォトモスリレー３０４～３０７の開閉および増幅器３１５の極性反転のタイミングを制御する極性統合制御装置３１６が接続されている。
　平滑コンデンサ３１１の前記一方の電極以外の他方の極、およびブリーダ抵抗３１３の一方の極は、それぞれ接地線に接続される。

　放射線計測装置２１によってγ線等の放射線を計測する場合には、検出器３１２のカソード電極とアノード電極の電極面には、直流電源３０１と平滑コンデンサ３１１によって、電荷収集用の正あるいは負のバイアス電圧が印加されている（例えば、＋５００Ｖあるいは－５００Ｖ）。検出器３１２にγ線が入射した時のγ線検出信号の処理機能については、第１実施形態の場合と同様である。

　ところで、検出器３１２の部材である半導体結晶を例えば臭化タリウムで構成した場合に、検出器３１２に対して例えば＋５００Ｖのバイアス電圧を連続して印加するとポーラリゼーションが発生するのは、第１実施形態の場合と同様である。
　以下に、本実施形態の放射線計測装置２１においてポーラリゼーションを防止するための制御方法を第２例として、図３および図２を用いて説明する。

（ポーラリゼーション防止の制御方法、第２例）
　まず、最初、検出器３１２に＋５００Ｖのバイアス電圧を印加する場合について説明する。直流電源３０１から検出器３１２に対して＋５００Ｖの電圧を直接印加するとノイズが発生するため、平滑コンデンサ３１１を用いて検出器３１２に電圧を印加する。スイッチ制御装置３０８は、検出器３１２に正のバイアス電圧を印加する時にフォトモスリレー３０４、３０７を閉じると共にフォトモスリレー３０５、３０６を開いている。

　平滑コンデンサ３１１は、定電流ダイオード３０９（および定電流ダイオード３１０）を通じて充電され、平滑コンデンサ３１１の電圧は＋５００Ｖとなる。それに伴って、検出器３１２に印加されるバイアス電圧も＋５００Ｖとなる。逆に、検出器３１２に－５００Ｖのバイアス電圧を印加する場合、スイッチ制御装置３０８はフォトモスリレー３０４、３０７を開くと共にフォトモスリレー３０５、３０６を閉じている。平滑コンデンサ３１１は、定電流ダイオード３１０を介して充電され、平滑コンデンサ３１１の電圧は－５００Ｖとなる。

　極性統合制御装置３１６は、予め設定された極性反転の時間情報に基づいてスイッチ制御装置３０８と増幅器３１５に「正バイアス」、「負バイアス」、「正から負へのバイアス反転」、「負から正へのバイアス反転」の指令信号を送信する。スイッチ制御装置３０８は、この指令信号に基づいてフォトモスリレー３０４～３０７を開閉する。
　本実施形態では、平滑コンデンサ３１１の静電容量が０．１μＦ、定電流ダイオード３０９および３１０の制限電流が０．５ｍＡ、結合コンデンサ３１４の静電容量が１０００ｐＦ、増幅器３１５の制限電流値が１０μＡとし、バイアス電圧反転の周期を３０分とする場合を説明する。

　まず、極性統合制御装置３１６から「正バイアス」の指令信号が送信されている時は、スイッチ制御装置３０８によってフォトモスリレー３０４、３０７が閉じられ、フォトモスリレー３０５、３０６が開かれている状態なので、平滑コンデンサ３１１は定電流ダイオード３０９を介して正電荷が蓄積され、検出器３１２に印加されるバイアス電圧は＋５００Ｖとなる（図２の符号２０１）。

　次に、極性統合制御装置３１６から「正から負へのバイアス反転」の指令信号が送信されると、スイッチ制御装置３０８によってフォトモスリレー３０４、３０７が開かれた直後にフォトモスリレー３０５、３０６が閉じられ、平滑コンデンサ３１１に蓄積された正電荷は、定電流ダイオード３１０を介して直流電源３０１へ流れ、逆に負電荷が平滑コンデンサ３１１に蓄積されて、０．３秒後には平滑コンデンサ３１１の電圧は－５００Ｖとなる。平滑コンデンサ３１１の電圧の極性が反転する時に、検出器３１２に印加されるバイアス電圧の時間変化（符号２０２）が直線的な勾配となり短時間で－５００Ｖになるのは、定電流ダイオード３１０による効果である。

　その後、極性統合制御装置３１６から「負バイアス」の指令信号が送信されている時は、スイッチ制御装置３０８によってフォトモスリレー３０４、３０７が開かれ、フォトモスリレー３０５、３０６が閉じられている状態なので、平滑コンデンサ３１１は定電流ダイオード３１０を介して負電荷が蓄積され、検出器３１２に印加されるバイアス電圧は－５００Ｖとなる（図２の符号２０３）。

　極性統合制御装置３１６から「正から負へのバイアス反転」の指令信号が送信されてから３０分後、逆に「負から正へのバイアス反転」の指令信号が送信されると、スイッチ制御装置３０８によってフォトモスリレー３０５、３０６が開かれた直後に、フォトモスリレー３０４、３０７が閉じられる。これによって、平滑コンデンサ３１１に蓄積された負電荷は、定電流ダイオード３０９を介して直流電源３０１へ流れ、逆に正電荷が平滑コンデンサ３１１に蓄積されて、０．３秒後には平滑コンデンサ３１１の電圧は＋５００Ｖとなった。平滑コンデンサ３１１の電圧の極性が反転する時に、検出器３１２に印加されるバイアス電圧の時間変化（符号２０４）が直線的な勾配となり短時間で＋５００Ｖになるのは、定電流ダイオード３０９による効果である。

　その後、再び極性統合制御装置３１６から「正バイアス」の指令信号が送信され、検出器３１２に印加されるバイアス電圧は＋５００Ｖが保持される（図２の符号２０５）。
　以上により、計測の途切れ時間２０６および２０７は、第１の実施形態と同じく、共に０．３秒となる。平滑コンデンサ３１１の電圧の変化率の絶対値は最大で約３３００Ｖ／秒となるので増幅器３１５に流れる最大の電流は３．３μＡであり、増幅器３１５の制限電流値に比べて低い値である。

　以上、本実施形態の放射線計測装置２１によれば、第１の実施形態の放射線計測装置１１と同様に、計測の途切れ時間を短くし、かつ増幅器の損傷を防止しつつ、安定した性能でポーラリゼーション無く計測できる放射線計測装置を実現できる。

　また、本実施形態の放射線計測装置２１においては、第１実施形態の放射線計測装置１１と比較して、フォトモスリレーの数は多くなるが、直流電源の数を減らすことができる。一般には、フォトモスリレーよりも直流電源にかかるコストの方が高いので、本実施形態の放射線計測装置２１では、第１実施形態の放射線計測装置と比較して、製作コストを下げることが可能になる。

（本実施形態の放射線計測装置の核医学診断装置への第１の適用例）
　以上説明した第１の実施形態の放射線計測装置１１と第２の実施形態の放射線計測装置２１は核医学診断装置に適用することができる。
　図６に示すのは核医学診断装置としてのＳＰＥＣＴ撮像装置６００に、第１の実施形態の放射線計測装置１１、もしくは第２の実施形態の放射線計測装置２１を適用した場合の構成図である。図６において、ＳＰＥＣＴ撮像装置６００は、中央部分に円柱状の計測領域６０２を取り囲むようにして、２台の上下に位置した放射線検出ブロック６０１Ａ、６０１Ｂと、回転支持台６０６と、ベッド３１と、画像情報作成装置６０３を備えている。

　ここで、上側に位置する放射線検出ブロック６０１Ａは、複数の放射線計測ユニット６１１とユニット支持部材６１５と遮光・電磁シールド６１３とを備えてなる。この放射線計測ユニット６１１は、複数の放射線計測装置１１（もしくは２１）と配線基板６１２とコリメータ６１４とを備えてなる。また、下側に位置する放射線検出ブロック６０１Ｂも同様の構成である。また、画像情報作成装置６０３はデータ処理装置３２と表示装置３３から構成されている。

　放射線検出ブロック６０１Ａ、６０１Ｂは、回転支持台６０６に周方向に１８０度ずれた位置に配置されている。具体的には、それぞれの放射線検出ブロック６０１Ａ、６０１Ｂの各ユニット支持部材６１５（一方のみ図示）が周方向に１８０度隔てた位置で回転支持台６０６に取り付けられる。そして、ユニット支持部材６１５に、配線基板６１２を含む複数の放射線計測ユニット６１１が着脱可能に取り付けられる。

　複数の放射線計測装置１１は、コリメータ６１４で仕切られる領域Ｋに、配線基板６１２に取り付けられた状態で多段にそれぞれ配置される。コリメータ６１４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。
　全ての配線基板６１２およびコリメータ６１４は、回転支持台６０６に設置された遮光・電磁シールド６１３内に配置される。この遮光・電磁シールド６１３は、γ線以外の電磁波の放射線計測装置１１等への影響を遮断している。

　このようなＳＰＥＣＴ撮像装置６００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３１が移動され、被検体Ｈは、一対の放射線検出ブロック６０１Ａ、６０１Ｂの間に移動される。そして、回転支持台６０６が回転されることによって、各放射線検出ブロック６０１Ａ、６０１Ｂ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６１４の放射線通路を通って対応する放射線計測装置１１に入射する。そして、放射線計測装置１１は、γ線検出信号を出力し、このγ線検出信号は、γ線のエネルギー毎にデータ処理装置３２によってカウントされ、その情報等が表示装置３３に表示される。

　なお、図６において、放射線検出ブロック６０１Ａ、６０１Ｂは回転支持台６０６に支えられながら、太い矢印で示したように回転し、被検体Ｈとの角度を変えながら、撮像、および計測を行う。また、放射線検出ブロック６０１Ａ、６０１Ｂは細い矢印で示したように上下に移動可能であり、被検体Ｈとの距離を変えることができる。
　このようなＳＰＥＣＴ撮像装置６００では、放射線検出器に印加する電荷収集用のバイアス電圧を、ポーラリゼーション防止のために一定時間ごとに正負反転させる際に生じる、放射線計測の途切れ時間を短縮できる。

（本実施形態の核医学診断装置の効果）
　本実施形態の核医学診断装置であるＳＰＥＣＴ撮像装置６００において得られる効果を説明する。本実施形態のＳＰＥＣＴ撮像装置６００では、放射線検出器に印加する電荷収集用のバイアス電圧を、ポーラリゼーション防止のために一定時間ごとに正負反転させる際に生じる、放射線計測の途切れ時間を短縮できるため、被検診者から放射されるγ線の時系列的な変化のデータを収集して心臓の機能検査をする場合に、心筋血流量をより正確に知ることができるようになり、またファーストパス法等で心機能パラメータの算出が正確に行えるようになる。このことで、冠動脈硬化の早期診断や冠動脈病変の機能的重症度、および治療効果をより正確に判定できるようになる。

　以上説明した第１、第２実施形態の放射線計測装置１１、２１は、前記したＳＰＥＣＴ撮像装置６００に限られることではなく、核医学診断装置としての、ガンマカメラ装置、ＰＥＴ撮像装置等に対しても用いることができる。次に、ＰＥＴ撮像装置に適用する例を示す。

（本実施形態の放射線計測装置の核医学診断装置への第２の適用例）
　図７は核医学診断装置としてのＰＥＴ撮像装置７００に第１の実施形態の放射線計測装置１１、もしくは第２の実施形態の放射線計測装置２１を適用した場合の構成を示す図である。
　図７において、このＰＥＴ撮像装置７００は、中央部分に円柱状の計測領域７０２を有する撮像装置７０１、被検体Ｈを支持して長手方向に移動可能なベッド３１、画像情報作成装置７０３を備えて構成される。なお、画像情報作成装置７０３はデータ処理装置３２、および表示装置３３を備えて構成されている。

　撮像装置７０１には、計測領域７０２を取り囲むようにして、前記放射線計測装置１１（または２１）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７００では、データ処理機能を有するデジタルＡＳＩＣ（デジタル回路用のApplication Specific Integrated Circuit、デジタルデータ処理回路、図示せず）等を備え、γ線のエネルギー値、時刻、放射線計測装置１１（または２１）の検出チャンネルＩＤ（Identification）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３２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、放射線計測装置１１（または２１）によって検出される。すなわち、ＰＥＴ撮像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、多数の放射線計測装置１１（または２１）のうち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、該当する前記デジタル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３２に入力される。

　そして、データ処理装置３２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１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３２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３３に表示される。

　このようなＰＥＴ撮像装置７００では、放射線検出器に印加する電荷収集用のバイアス電圧を、ポーラリゼーション防止のために一定時間ごとに正負反転させる際に生じる、放射線計測の途切れ時間を短縮できるため、腫瘍患部を診断する場合に被検体Ｈとなる被検診者を検査する時間を短縮することができる。そのため、被検診者の負担が軽減され、また一日に検査できる被検診者の人数を増やすことができる。

（その他の実施形態）
　以上、放射線計測装置において、図１、図３のそれぞれ第１の実施形態、第２の実施形態において、第１定電流ダイオード（１０８、３０９）、第２定電流ダイオード（１０９、３１０）は互いに直列に接続して用いたが、３個以上の定電流ダイオードを組み合わせて構成してもよい。また、定電流特性を示すものであれば、他のデバイスや回路で構成してもよい。

　また、放射線計測装置において、図１、図３のそれぞれ第１の実施形態、第２の実施形態において、フォトモスリレー１０５、１０６、３０４、３０５、３０６、３０７を用いた例を示したが、機能としてはリレーであるので、必ずしもフォトモスリレーでなくともよい。信頼性を確保できれば、一般のリレーを用いることができる。

　また、核医学診断装置において、図６、図７において、画像情報作成装置６０３、７０３として、データ処理装置３２と表示装置３３の例を示したが、データ処理の形態は様々にあるので、このデータ処理装置３２と表示装置３３との組み合わせでなくともよい。

　以上、本発明によれば、計測の途切れ時間を短くし、かつ増幅器の損傷を防止しつつ、安定した性能でポーラリゼーション無く計測できる放射線計測装置、およびそれを用いた核医学診断装置を提供することができる。

　本発明の放射線計測装置、およびそれを搭載した核医学診断装置は、これら装置の信頼性を高めるとともに、計測の途切れ時間を短縮できるため、検診者のみならず、被検診者にも多くの利点があるので、この分野で広く利用、採用される可能性がある。

　１１、２１、５１　放射線計測装置
　３１　ベッド
　３２　データ処理装置
　３３　表示装置
　１０１、４０１　第１直流電源
　１０２、４０２　第２直流電源
　１０３、１０４、３０２、３０３、４０３、４０４　保護抵抗器
　１０５、３０４、４０５　第１フォトモスリレー（フォトモスリレー）
　１０６、３０５、４０６　第２フォトモスリレー（フォトモスリレー）
　３０１　直流電源
　３０６　第３フォトモスリレー
　３０７　第４フォトモスリレー
　１０７、３０８、４０７　スイッチ制御装置
　１０８、３０９　第１定電流ダイオード（定電流ダイオード）
　１０９、３１０　第２定電流ダイオード（定電流ダイオード）
　１１０、３１１、４０９　平滑コンデンサ（コンデンサ）
　１１１、３１２、４１０　半導体放射線検出器、放射線検出器、検出器
　１１２、３１３、４１１　ブリーダ抵抗器
　１１３、３１４、４１２　結合コンデンサ（コンデンサ）
　１１４、３１５、４１３　増幅器
　１１５、３１６、４１４　極性統合制御装置
　１８９、３１９　定電流装置
　２０６、２０７、５０６、５０７　計測の途切れ時間
　３０１　直流電源
　４０８　抵抗器
　６００　ＳＰＥＣＴ撮像装置（核医学診断装置）
　６０１Ａ、６０１Ｂ　放射線検出ブロック
　６０２、７０２　計測領域
　６０３、７０３　画像情報作成装置
　６０６　回転支持台
　６１２　配線基板
　６１１　放射線計測ユニット
　６１３　遮光・電磁シールド
　６１４　コリメータ
　６１５　ユニット支持部材
　７００　ＰＥＴ撮像装置（核医学診断装置）
　７０１　撮像装置
　７０２　計測領域
　Ｄ　集積部
　Ｈ　被検体
　Ｋ　コリメータで仕切られる領域
　Ｐ　プリント基板

Claims (10)

1. 　放射線を検出する半導体放射線検出器と、
   　前記半導体放射線検出器に電圧を印加するコンデンサと、
   　前記コンデンサの一方の電極に正電荷と負電荷を蓄積可能な少なくとも１つ以上の直流電源と、
   　前記直流電源から前記コンデンサの前記電極への電流を通流する定電流装置と、
   　前記直流電源と前記コンデンサの前記電極を接続する配線に接続された少なくとも２つ以上の開閉装置と、
   　を備えたことを特徴とする放射線計測装置。
2. 　請求の範囲第１項に記載の放射線計測装置において、
   　さらに、
   　前記半導体放射線検出器の出力信号を増幅する増幅器と、
   　前記開閉装置の開閉を制御するスイッチ制御装置と、
   　前記増幅器と前記スイッチ制御装置に正バイアス、負バイアス、正から負へのバイアス反転、負から正へのバイアス反転の指令信号を送信する極性統合制御装置と、
   　を備えたことを特徴とする放射線計測装置。
3. 　前記コンデンサの前記一方の電極に正電荷を蓄積可能な第１の直流電源と、
   　前記コンデンサの前記一方の電極に負電荷を蓄積可能な第２の直流電源と、
   　前記第１の直流電源、または第２の直流電源から前記コンデンサの前記電極への電流を通流する定電流装置と、
   　前記第１の直流電源と前記コンデンサの前記電極を接続する配線に接続された第１の開閉装置と、
   　前記第２の直流電源と前記コンデンサの前記電極を接続する配線に接続された第２の開閉装置と、
   　を備えたことを特徴とする請求の範囲第１項に記載の放射線計測装置。
4. 　前記コンデンサの前記一方の電極に正電荷を蓄積可能な第１の直流電源と、
   　前記コンデンサの前記一方の電極に負電荷を蓄積可能な第２の直流電源と、
   　前記第１の直流電源、または第２の直流電源から前記コンデンサの前記電極への電流を通流する定電流装置と、
   　前記第１の直流電源と前記コンデンサの前記電極を接続する配線に接続された第１の開閉装置と、
   　前記第２の直流電源と前記コンデンサの前記電極を接続する配線に接続された第２の開閉装置と、
   　を備えたことを特徴とする請求の範囲第２項に記載の放射線計測装置。
5. 　前記コンデンサの前記一方の電極に正電荷と負電荷を蓄積可能な１つの直流電源と、
   　前記直流電源から前記コンデンサの前記電極への電流を通流する定電流装置と、
   　前記直流電源の正極と前記コンデンサの前記電極を接続する配線に接続された第１の開閉装置と、
   　前記直流電源の負極と前記コンデンサの前記電極を接続する配線に接続された第２の開閉装置と、
   　前記直流電源の正極とグラウンドとを接続する配線に接続された第３の開閉装置と、
   　前記直流電源の負極とグラウンドとを接続する配線に接続された第４の開閉装置と、
   　を備えたことを特徴とする請求の範囲第１項に記載の放射線計測装置。
6. 　前記コンデンサの前記一方の電極に正電荷と負電荷を蓄積可能な１つの直流電源と、
   　前記直流電源から前記コンデンサの前記電極への電流を通流する定電流装置と、
   　前記直流電源の正極と前記コンデンサの前記電極を接続する配線に接続された第１の開閉装置と、
   　前記直流電源の負極と前記コンデンサの前記電極を接続する配線に接続された第２の開閉装置と、
   　前記直流電源の正極とグラウンドとを接続する配線に接続された第３の開閉装置と、
   　前記直流電源の負極とグラウンドとを接続する配線に接続された第４の開閉装置と、
   　を備えたことを特徴とする請求の範囲第２項に記載の放射線計測装置。
7. 　前記定電流装置がふたつの定電流ダイオードが互いに定電流特性の極性を逆にして直列に接続された構成からなることを特徴とする請求の範囲第１項乃至第６項のいずれか一項に記載の放射線計測装置。
8. 　前記半導体放射線検出器が臭化タリウム検出器で構成されたことを特徴とする請求の範囲第１項乃至第６項のいずれか一項に記載の放射線計測装置。
9. 　前記開閉装置がフォトモスリレーで構成されたことを特徴とする請求の範囲第１項乃至第６項のいずれか一項に記載の放射線計測装置。
10. 　被検体を支持するベッドと、該被検体を計測領域に含む複数の放射線計測装置と、複数の前記放射線計測装置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、を備えた核医学診断装置において、
    　前記放射線計測装置が請求の範囲第１項乃至第６項のいずれか一項に記載の放射線計測装置であることを特徴とする核医学診断装置。

Images