CN1916660A - 半导体放射线检测器、放射线检测模块及核医学诊断装置 - Google Patents

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Abstract

本发明提供一种能量分辨能力及时间精度优良的放射线半导体检测器、放射线检测模块及核医学诊断装置。半导体放射线检测器(21)具有将碲化镉的板状元件(211)和金属制的导电部件(22、23)利用导电性粘接剂(21A)粘接，并将碲化镉的板状元件(211)和导电部件(22、23)交替叠层的构造，其特征在于：导电性粘接剂(21A)的纵弹性模量是350MPa～1000MPa，且导电部件(22、23)由其线膨胀系数在5×10－6/℃～7×10－6/℃的范围的材料构成。

Description

半导体放射线检测器、放射线检测模块及核医学诊断装置
技术领域
本发明涉及具备半导体放射线检测元件的半导体放射线检测器、放射线检测模块以及使用这些的核医学诊断装置。
背景技术
近几年，应用放射线计测技术的机器广泛普及。特别是在医疗领域其倾向是显著的，其代表性的装置是阳电子发射型断层摄影装置(PET摄像装置)、单光子发射型断层摄影装置(SPECT装置)、γ辐射室等。在这些机器中主要使用的放射线检测器是将闪烁器和光电倍增管组合而成的检测器。闪烁器在放射线入射时就发光，并用光电倍增管将其微弱的光放大，以检测放射线。另一方面，在放射线的计测中也可以不使用闪烁器，而使用用了如碲化镉(以下记为CdTe)之类的化合物半导体的半导体放射线检测器。半导体在放射线入射时，由于光电效应就生成称为空穴及电子的电荷，这些电荷在因施加于半导体上的外部电压而产生的电场中移动。由于该电荷量与放射线的能量成比例，所以通过准确地测量电荷量便可以准确地知道放射线的能量。
上述CdTe，在半导体中由于有效的原子序数大而灵敏度高，虽然由于带隙大到1.4V而有室温动作的可能，但由于在上述闪烁器中原子序数也大，因此为了与此对抗希望进一步提高CdTe的灵敏度。所以，可考虑加大CdTe的体积来使用。然而，若增大CdTe的体积，则有可能使能量分辨能力等性能反而降低。这是因为，由于CdTe的载流子寿命和载流子移动度不足够大，因而体积一大，则载流子在中途容易重新结合，若重新结合而消灭的比例大，则不能测量准确的电荷量。而且，若体积大则载流子的移动时间变长，所以电荷经长时间移动，在特定γ射线的入射时刻的场合将导致时间精度的恶化。这种情况特别不利于如PET装置在消灭γ射线的同时进行计测的场合。即，当时间精度恶化时，则不能个别识别γ射线，产生不能特定其飞来方向的不良状况。
因此，可以考虑将CdTe的薄的晶体叠层使用。如果使用该方法，由于晶体薄，载流子的移动时间变短，而且由于叠层，体积也可以增大。这种方法可以用例如专利文献1-日本特开平7-50428号公报所公开的将基板和晶体交替叠层的方法来实现。而且，如专利文献2-日本特开平11-281747号公报所公开的，由于将电极板和晶体交替叠层的方法可以更密地配置晶体，所以可以提高灵敏度。
然而，实际上用导电性粘接剂将电极板和CdTe粘接，并交替地叠层而制作放射线半导体检测器时，半导体放射线检测器的性能、即能量分辨能力及时间精度明显比不叠层而制作的半导体放射线检测器还差，还出现多数不能计测的情况。
预测这是源于CdTe因热应力而产生劣化。因此，作为解决这个问题的方案，将导电性粘接剂变更为容易追随热应力的柔软的粘接剂而试制了半导体放射线检测器。于是，变成热应力充分缓和的状态，如上所述不能计测的明显的不良品急剧减少。
然而，半导体放射线检测器的能量分辨能力及时间精度，与预测相反还不能达到能充分满足的水平。
发明内容
本发明的目的在于，提供能量分辨能力及时间精度优良的放射线半导体检测器、放射线检测模块及核医学诊断装置。
本发明者们对上述课题专心研究的结果，在将碲化镉用作主材料的半导体放射线检测器、半导体检测模块及核医学诊断装置中，对各种电极材料、导电性粘接剂进行试验的结果，发现与不进行晶体的叠层的情况相比，可得到具有毫不逊色特性的半导体放射线检测器，从而完成本发明。
具体地，本发明的半导体放射线检测器，将碲化镉用作主材料，具有将上述碲化镉的板状元件和金属制的导电部件用导电性粘接剂粘接，并将上述碲化镉的板状元件和上述金属制的导电部件交替地叠层的构造，其特征是，上述导电性粘接剂的纵弹性模量是350MPa～1000MPa，且上述金属制的导电部件由其线膨胀系数在5×10-6/℃～7×10-6/℃的范围的材料构成。
根据这种半导体放射线检测器，通过与以往相反使用难以追随热应力的较硬的导电性粘接剂(350MPa～1000MPa)，从而可提高包含在导电性粘接剂中的金属填充剂的电导通，防止通过的信号产生失真，并且通过将金属制的导电部件做成其线膨胀系数与作为半导体放射线检测器的主材料的碲化镉的板状元件的线膨胀系数相近的5×10-6/℃～7×10-6/℃的范围的材料，可以减小在碲化镉的板状元件和电极板上产生的热应力。由此，可得到提高了γ射线检测灵敏度，提高了能量分辨能力及时间精度的半导体放射线检测器。
而且，通过构成具有下述装置的核医学诊断装置，就能得到能量分辨能力及时间精度优良的、可得到高精度影像的核医学诊断装置；核医学诊断装置所具有的装置是：具备具有上述结构的半导体放射线检测器和安装有上述半导体放射线检测器的配线基板的放射线检测器模块；和使用基于从上述半导体放射线检测器输出的放射线检测信号得到的信息来生成影像的影像信息生成装置。而且，由此可以缩短检查时间，也可以减少被检测者所受到的放射线药剂的剂量，可以降低被检测者的被照射剂量。
根据本发明，可以得到能量分辨能力及时间精度优良的放射线半导体检测器、放射线检测模块及核医学诊断装置。
附图说明
图1(a)是示意地表示本发明的最佳实施方式的实施方式1的PET摄像装置的结构的立体图，图1(b)是沿图1(a)的PET摄像装置的床的长度方向的图。
图2(a)是用于图1所示的PET摄像装置的单元基板的主视图，图2(b)是该同样的单元基板的侧视图。
图3(a)是半导体放射线检测元件的示意立体图，图3(b)是使用了半导体放射线检测元件的检测器的立体图，图3(c)是示意地表示在配线基板上设置检测器的状态的图。
图4是从γ射线的入射方向看到的检测器的放大图。
图5是表示在导电性粘接剂的纵弹性模量为500MPa时的能量分辨能力和导电部件的线膨胀系数的关系的曲线图。
图6是表示在导电性粘接剂的纵弹性模量为350MPa时的能量分辨能力和导电部件的线膨胀系数的关系的曲线图。
图7是表示在导电性粘接剂的纵弹性模量为50MPa时的能量分辨能力和导电部件的线膨胀系数的关系的曲线图。
图8是表示在导电性粘接剂的纵弹性模量超过1000MPa时的能量分辨能力和导电部件的线膨胀系数的关系的曲线图。
图9是表示适用于本发明的其它实施方式的PET摄像装置的检测器的立体图。
图10是表示适用于本发明的其它实施方式的PET摄像装置的检测器的立体图。
具体实施方式
下面，参照适当附图详细说明作为使用了本发明的半导体放射线检测器的核医学诊断装置的最佳的实施方式的PET装置。
实施方式1
如图1所示，本实施方式的PET装置具备：PET摄像装置1、支撑被检测体(被诊察者)H的床31、数据处理装置(电脑等)2以及显示装置3。PET摄像装置1在周向配置有许多图2所示的单元基板U。在PET摄像装置1中，被检测体H被放置在可以沿长度方向移动的床31上，插入到由这些单元基板U包围的圆柱状的计测空间32内。
下面，说明PET摄像装置。
PET摄像装置1具有包围插入床31的计测空间并在周向配置许多单元基板U。单元基板U在床31的长度方向(计测空间32的轴向)也配置多个。如图2所示，单元基板U具有放射线检测模块(以下，称为检测模块)20A以及集成电路板(以下，称为ASIC板)20B。检测模块20A具备多个半导体放射线检测器(以下简称为检测器)21。检测器21检测从被检测体H的体内发射的γ射线。检测器21的详细内容将于后述。
ASIC板20B具有用于计测被检测的γ射线的峰值、检测时刻的集成电路(模拟ASIC28、数字ASIC29)，测量检测到的放射线(γ射线)的峰值或检测时刻。该集成电路包含处理放射线检测信号的多个信号处理装置。
接着，进行PET摄像装置1的详细部分的说明。
下面，首先说明半导体放射线检测器。
首先，说明适用于本实施方式的检测器21。如图3(c)所示，检测器21具有：4片半导体放射线检测元件(以下，称为检测元件，参照图3(a))211；和配置在该检测元件211之间及检测元件211的两端的导电部件22、23。如图3(a)所示，检测元件211由通过板状的半导体材料构成的半导体元件S(板状元件)构成，在其两侧面的整个面上利用蒸镀法等形成薄膜状的电极。在一个面上形成的电极是阳极电极(以下，称为阳极)A，在另一个面上形成的电极是阴极电极(以下，称为阴极)C。检测器21如下构成，即，将阳极A及阴极C纵向放置成与配线基板24(参照图2)的安装面正交的状态的偶数个(在本实施方式中为4个)检测元件211，并列配置在与放射线进行方向(图3(c)中的Y方向)正交的方向(同为X方向)上，以使阴极C之间及阳极A之间互相相对；并通过导电部件22、23将相同种类的电极之间(阳极A之间，及阴极C之间)进行电连接。即，如图4所示，导电部件23配置在一方邻接的检测元件211的相对的阳极A之间，通过导电性粘接剂21A安装在各阳极A上。而且，导电部件22配置在邻接的检测元件211的相对的阴极C之间，通过导电性粘接剂21A安装在各阴极C上。再有，在位于检测器21的X方向两端部分(参照图3(c))的各阴极C上粘接有导电部件22。这样，检测器21就交替配置有阳极A和阴极C，导电部件22及导电部件23也交替地予以配置。
半导体元件S是与放射线相互作用而生成电荷的区域，由CdTe、CdZnTe、GaAs等任何一种单晶体形成。而且，阴极C、阳极A使用Pt、Au、In等任何一种材料。在本实施方式中，检测元件211例如在半导体元件S中使用以CdTe、Pt为主要成分的阴极C、以In为主要成分的阳极A，形成pn结二极管。
在这里，对在半导体元件S的厚度t(参照图3(a))厚的场合及薄的场合的时间与峰值曲线的关系进行说明。加在阴极C和阳极A之间的pn结的反向偏置电压(以下，称为偏压)是相同值时，则厚度t薄的半导体元件S的峰值的上升(升高)快，峰值的精度(能量分辨能力)变高。若峰值的上升速度快，则可提高例如PET摄像装置1的同时计测的精度(同时计数分辨能力)。厚度t薄的半导体元件S峰值的上升速度变快的同时，能量分辨能力变高(电荷的收集效率变好)，是因为电子到达阳极A的时间以及空穴到达阴极C的时间缩短，即电荷的收集时间变短。而且，是因为有可能在中途消灭的空穴，由于厚度t薄而没有消灭可以到达阴极C。顺便说一下，厚度t也可以表现为阴极C和阳极A之间的电极间距离。另外，阳极A是读取放射线检测信号的电极，阴极C是外加偏压的电极。
另外，半导体元件S的厚度(电极间距离)t优选0.2mm～2mm。这是因为，若厚度t超过2mm，则峰值的上升速度变慢，并且峰值的最高值也变低。假如将厚度t加厚，通过提高偏压，提高检测元件211内的厚度方向的电场强度，由于能提高电子及空穴的移动速度，所以可以缩短电子及空穴到达相当的电极的时间。然而，外加的偏压的增加，由于有招致直流高压电源的大型化、及在配线基板24的内部等的绝缘破坏的弊病，因而不理想。另一方面，厚度若比0.2mm小，则电极(阴极C、阳极A)的厚度(体积)相对地增加。这样，与放射线引起相互作用的核心的半导体元件S的比例变小。总之，若减薄半导体元件S的厚度t，则不与γ射线引起相互作用、即不检测γ射线的电极(阳极A及阴极C)的厚度相对地增加，在其另一方面，引起与γ射线相互作用的半导体元件S的比例相对地减少，结果检测γ射线的灵敏度降低。而且，若厚度t薄，则检测元件211的每一个静电电容增大。该静电电容从后段的信号处理电路(ASIC)看，由于相当于输入电容成分，因此该输入电容越大，在信号处理电路中越容易产生杂音，越容易恶化能量分辨能力或同时计数分辨能力。再有，为了某种程度确保每一个检测器21的检测灵敏度，由于并列配置检测元件211而有效地确保检测器21的体积，所以厚度t越薄，越要增加并列配置的元件数。其结果，每一个检测器的静电电容几何地增加，有可能招致PET摄像装置1的性能恶化(源于能量分辨能力的恶化的PET影像对比度的恶化，或源于同时计数分辨能力恶化的检查时间的增加或影像质量的恶化等)。因此，最好是上述厚度。
导电部件22、23是由其线膨胀系数在5×10-6/℃～7×10-6/℃的范围的材料，例如铁镍合金、铁镍钴合金、铬、钽中的至少一种形成的平板状的部件。在这里，作为铁镍合金可以使用42合金(Fe58％、Ni42％)，作为铁镍钴合金可以使用科瓦铁镍钴合金(Fe54％、Ni29％、Co17％)。顺便说一下，作为检测元件211的主材料的CdTe的线膨胀系数是6×10-6/℃。总之，作为导电部件22、23使用其线膨胀系数与CdTe的线膨胀系数相近的材料。由此，通过与后述的导电性粘接剂21A的复合效果，可以充分地减小热应力。
在本实施方式中，导电部件22、23的大小做成可以覆盖检测元件211的各电极面，即做得比各电极面还大。另外，导电部件22、23的大小也可以是与检测元件211相同的大小。而且，导电部件22、23的厚度是10μm～100μm左右，最好主要是50μm左右。这种导电部件22、23具有在安装在检测元件211上的状态下，比半导体元件S还靠下侧(配线基板24一侧)垂下的突出部22a、23a。在本实施方式中，为了使这些突出部22a、23a在作为半导体元件S的一个面的下面(与配线基板24对置的面)的不同的位置上突出，在检测元件211之间或检测器21的两侧位置，将导电部件22、23安装在互相不同的方向上。具体地，将导电部件22、23安装成使突出部22a位于在半导体元件S的下面的放射线进行方向(图3(c)中箭头Y方向)面前侧的位置，而使突出部23a位于里侧的位置。由此，检测器21在上述面前侧具有三个突出部22a，以及在上述里侧具有两个突出部23a。如图3(c)所示，这种突出部22a、23a作为在配线基板24上安装检测器21的固定部起作用，突出部22a连接在配线基板24上所设置的阴极C用的连接部件CP上，突出部23a连接在配线基板24上所设置的阳极A用的连接部件AP上。而且，检测器21通过这些突出部22a、23a，将检测元件211以非密合状态，即在与配线基板24之间使具有规定的间隙的状态安装在配线基板24上。由此，可以很好地防止源于安装时在检测器21和配线基板24之间夹杂灰尘等引起的绝缘性的降低。而且，通过该间隙可提高透气性，并可冷却检测器21。另外，在检测器21的底面部分，也可以涂敷未图示的绝缘材料，从而可以进一步防止产生未预料到的绝缘破坏。
另外，突出部22a、23a只要具备能以稳定的状态将检测器21安装在配线基板24上的大小即可，最好在图3(c)中的Y方向做得尽可能地细。由此，可以减少γ射线在突出部22a、23a中的散射。而且，可以减少从配线基板24通过突出部22a、23a经导热传递到检测器21的热，有助于检测器21的特性的稳定。
如上所述，这种导电部件22、23通过导电性粘接剂21A粘接并固定在检测元件211上。作为导电性粘接剂21A，例如使用将金属粉等导电性粒子分散在由有机高分子材料构成的绝缘性的粘接剂中的粘接剂，使用其纵弹性模量在350～1000MPa的范围的硬的粘接剂，优选使用500MPa的粘接剂。
在这里，在通过导电性粘接剂21A粘接检测元件211和导电部件22、23时，为了使导电性粘接剂21A硬化，需要大约120～150℃的高温的热处理。因此，若检测元件211和导电部件22、23的热膨胀(线膨胀系数)具有差异，则显著地呈现由热应力引起的应变。可是，作为用于缓和这种热应力的一般方法，可以列举将柔软的粘接剂用作导电性粘接剂的方法。然而，在使用柔软的导电性粘接剂的场合，不能达到可以充分满足作为检测器的能量分辨能力和时间精度的水平。这可以认为是由于在柔软的导电性粘接剂中，使包含在粘接剂中的金属填充剂接触的力并不充分而产生接触不良。顺便说一下，从检测元件211输出的检测信号由于是10MHz以上的高频信号，所以若信号通过这种接触不良的场所，则发生失真，这种情况表现为与杂音增大相等的特性的恶化。因此，柔软性质的导电性粘接剂不适合用于检测元件211和导电部件22、23的粘接。
相对这种情况，如上所述，本实施方式的导电性粘接剂21A由于具备纵弹性模量在350～1000MPa的范围的硬的性质，所以使包含的金属填充剂接触的力充分大，可以在硬化后得到良好的导通状态，可以消除如上所述的在使用了柔软的导电性粘接剂时的不良状况。在这里，使用硬的导电性粘接剂21A在另一方面，如上所述，有可能与源于检测元件211和导电部件22、23的热膨胀(线膨胀系数)的差引起的热应力的增大有关联。所以，为了消除这种可能性，通过使用具备与作为检测元件211的主材料的CdTe的线膨胀系数6×10-6/℃相近的线膨胀系数(5×10-6/℃～7×10-6/℃)的材料而得到导电部件22、23，从而可以使热应力足够小。
施加在检测元件211上的热应力，由于对检测器21的特性，即能量分辨能力及时间精度具有显著的影响，成为恶化的原因，所以充分减小它大大有利于检测器21的特性提高。在本实施方式中，由于可以充分减小热应力，因此即使将检测元件211和导电部件22、23做成叠层的构造，也能减少特性的恶化。而且，由于可以充分减小热应力，因此可以将检测元件211做得更薄并进行叠层，可以兼顾作为检测器21的性能及灵敏度的提高。
在这里，使用纵弹性模量500MPa的导电性粘接剂21A，形成将上述由铁镍合金(42合金(Fe58％、Ni42％))构成的导电部件22、23粘接在检测元件211上的部件，进行测量137Cs(发射662keV的γ射线)的能谱的实验时，没有不良品发生，可得到能量分辨能力2.5％。而且，在粘接检测元件211和导电部件22、23之前，实施同样的测量时，能量分辨能力为2.2％，若考虑在叠层了检测元件211的场合的静电电容增加成为噪音增加的原因，则几乎没有特性的恶化。而且，即使是铁镍钴合金(科瓦铁镍钴合金(Fe54％、Ni29％、Co17％))、钽也具有同样的能量分辨能力2.5％，还有，在使用铬的场合能量分辨能力为3％。
作为比较例，用现有的一般常用的铜合金形成导电部件22、23，使用纵弹性模量500MPa的导电性粘接剂试制了多个半导体检测器，结果半数噪音非常大而成为不良品，剩下的能量分辨能力也是4％以上，其特性不好。再有，在铜合金的导电部件22、23上使用纵弹性模量50MPa的导电性粘接剂时，不良品为一成左右，其能量分辨能力低到4％，没有得到所需的性能。
图5是表示在导电性粘接剂21A的纵弹性模量为500MPa时的能量分辨能力和导电部件22、23的线膨胀系数的关系的曲线图，图6是表示在导电性粘接剂21A的纵弹性模量为350MPa时的能量分辨能力和导电部件22、23的线膨胀系数的关系的曲线图。在任何一个曲线图中纵轴都表示能量分辨能力，横轴表示线膨胀系数。
如图5所示，导电部件22、23的线膨胀系数在5×10-6/℃～7×10-6/℃的范围，则能量分辨能力为2.5％，可得到所需的性能。
而且，如图6所示，若导电性粘接剂21A的纵弹性模量为350MPa，在上述线膨胀系数在5×10-6/℃～7×10-6/℃的范围，虽然能量分辨能力仅仅变为3％，但仍显示一定值，可得到所需的性能。而且可知，曲线图表示的线段的倾斜越缓和一些，则对导电部件22、23的线膨胀系数的依赖性越小。
在这里，作为比较例，作为导电性粘接剂21A的纵弹性模量在350MPa～1000MPa的范围外的粘接剂，用图7表示纵弹性模量为50MPa时的曲线图，而用图8表示纵弹性模量超过1000MPa时的曲线图。
如图7所示，虽然对线膨胀系数的依赖性进一步变小，但是在哪个线膨胀系数能量分辨能力都变大，偏移增大。
而且，如图8所示，在使用了纵弹性模量超过1000MPa的导电性粘接剂的场合，对导电部件22、23的线膨胀系数的变化急剧，而且，能量分辨能力的最小值为3％。从这里可知，若使用具有超过1000MPa的纵弹性模量的导电性粘接剂，即使检测元件211和导电部件22、23的线膨胀系数差小，热应力也变大，招致能量分辨能力的恶化。因此可知，导电性粘接剂21A的纵弹性模量在350MPa～1000MPa的范围即可。另外，本发明使用的导电性粘接剂21A的硬度，即纵弹性模量使用了用拉伸粘弹性测量装置测量的值。而且，导电部件22、23的线膨胀系数使用了用TMA(热机械分析装置)测量的值。
另外，在本实施方式中，并列配置的各半导体元件S具有上述的厚度t(0.2～2mm)。阴极C及阳极A的厚度至多是数μm左右。检测器21做成如下结构，即由于多个检测元件211的阴极C之间、阳极A之间共同连接，因此不能辨别哪个检测元件211的半导体元件S与γ射线引起相互作用。如以上的检测器21的结构是为了减薄半导体元件S的厚度t(参照图3(a))、提高电荷的收集效率、增大峰值的上升速度并使能量分辨能力提高的同时，减少利用半导体元件S的并列配置而直接通过的γ射线的量，增加半导体元件S和γ射线的相互作用(是为了增加γ射线的计数)。γ射线的计数的增加使检测器21的灵敏度提高。
在这里，说明利用检测器21的γ射线的检测原理的概要。γ射线从Y方向入射到检测器21，当γ射线和半导体元件S产生相互作用时，则空穴(hole)及电子(electron)成对地生成与γ射线具有的能量成比例的相应的量。另外，在构成检测器21的检测元件211的阴极C和阳极A的电极之间，施加有来自直流高压电源(未图示)的电荷收集用的偏压(例如，阴极C是-500V，阳极A是与接地电位相近的电位，即，阳极A对阴极C为高达500V的反方向外加电压)。因此，与正电荷相当的空穴被阴极C吸引而移动，作为负电荷的电子被阳极A吸引而移动。若比较这些空穴和电子，则移动难易(移动性)由于电子相对比较大，所以电子在相对短时间内到达阳极A。另一方面，由于空穴移动难易相对较小，所以空穴相对费时间到达阴极C。顺便说一下，也有电子或空穴在到达电极之前在中途被捕获(捕捉)的情况。
在阳极A之间配置的导电部件23以及在阴极C之间配置的导电部件22，成为不检测γ射线的不灵敏区域。因此，检测器21做成将成为不灵敏区域的导电部件23、22配置在检测元件211之间，具体地配置在电极之间的结构。另外，阳极A及阴极C也是不灵敏区域。
如图2(a)、图2(b)所示，检测器21在检测模块20A的配线基板24上按如下方式配置，即，在从检测模块20A向ASIC板20B的Y方向(PET摄像装置1的径向)配置6ch，在与Y方向正交的X方向(PET摄像装置1的周向)配置16ch，再有，在作为配线基板24的厚度方向的Z方向(PET摄像装置1的进深方向)配置2ch(配线基板24的两面)。由此，检测器21在配线基板24的单面设置共计96ch，在其两面设置共计192ch。
在本实施方式中，虽然在配线基板24的两面设置了检测器21，但也可以只在其单面设置检测器21。而且，检测器21最好用绝缘材料形成保护膜以避免绝缘破坏。用绝缘材料的保护膜，可以将每块检测模块20A浸渍在硅酮橡胶等绝缘材料中，然后经干燥，而形成数十微米的厚度。
下面，说明单元基板。
使用图2(a)、图2(b)说明单元基板U的详细结构。单元基板U具备如上述设置了多个检测器21的检测模块20A和ASIC板20B。ASIC板20B具有电容器26、电阻27、模拟ASIC28以及数字ASIC29。
下面，说明检测模块。
如图4所示，检测模块20A通过在配线基板24上设置多个检测器21而构成。如上所述，为了收集电荷，在检测器21的阳极A和阴极C之间外加例如500V的电压。该电压从设置在ASIC板20B上的电源用配线(未图示)通过连接器C1、通过设置在检测模块20A的配线基板24上的电源用配线(未图示)外加在各检测器21的阳极A和阴极C之间。检测模块20A在配线基板24的端部具备连接器C1。连接器C1具有上述端子33及多个端子34。从各检测器21输出的γ射线检测信号通过连接器C1向ASIC板20B侧供给。
下面，说明ASIC板。
如图2(a)、图2(b)所示，ASIC板20B在配线基板35的单面设有4个模拟ASIC28和1个数字ASIC29。如图2(b)所示，模拟ASIC28设置在配线基板35的两面，1个ASIC板20B具有共计8个模拟ASIC28。在配线基板35的两面，设有数量与检测器21的数量相对应的电容器26及电阻27。而且，电连接这些电容器26、电阻27、模拟ASIC28以及数字ASIC29的多条连接配线(未图示)设置在配线基板35内。这些连接配线做成在配线基板35内叠层的结构。电容器26、模拟ASIC28以及数字ASIC29的在配线基板35上的配列做成与从检测模块20A的检测器21供给的信号传输的顺序相一致。电阻27的一端与电容器26的输入侧连接，其另一端与设在配线基板35上的接地配线(未图示)连接。模拟ASIC28是指具有面向处理从检测器21输出的模拟信号(γ射线检测信号)的特定用途用的IC，即ASIC(ApplicationSpecific Integrated Circuit)，是LSI的一种。模拟ASIC28在每个检测器21上设有信号处理电路。这些信号处理电路输入从对应的一个检测器21输出的γ射线检测信号(放射线检测信号)并求出γ射线的峰值。
ASIC板20B在配线基板35的端部具有与各电容器26连接的具有多个端子的连接器(例如弹簧销连接器)C2。
单元基板U设置于在PET摄像装置1所设置的环状的支撑部件(未图示)上，以使设置了检测器21的面朝向PET摄像装置1的进深方向(在床31的长度方向，即图2(b)的Z方向)。该环状支撑部件设置成包围计测空间32的周围。设置在环状部件上的多个单元基板U周向配置，包围计测空间32。而且，将检测模块20A配置内侧(计测空间32侧)，使ASIC板20B位于外侧。在本实施方式中，多个单元基板U也配置在PET摄像装置1的进深方向上。这样设置的单元基板U，其图2(a)、图3(c)等所示的X方向的方向则为PET摄像装置1的周向(环状支撑部件的周向)，其图2(a)、图3(c)等所示的Y方向的方向则为PET摄像装置1的径向(环状支撑部件的径向)。
如图2(b)所示，检测模块20A和ASIC板20B使它们的端部重叠，并将存在于该重叠部分的连接器C1和连接器C2连接。检测模块20A的端部和ASIC板20B的端部在重叠部分通过连接用的螺钉等装卸自如(分离、连接自如)地结合。
通过使用这种利用连接器C1及连接器C2将检测模块20A和ASIC板20B进行电连接的结构，可以将γ射线检测信号从检测模块20A向ASIC板20B低损耗地传输。顺便说一下，损耗一少，例如，作为检测器21的能量分辨能力则提高。
检测模块20A由于用螺钉等装卸自如地安装在ASIC板20B上，所以例如，在检测器21或ASIC28、29上产生检测不良等不良状况的场合，只要更换有不良状况的部分(检测模块20A或ASIC板20B)即可。另外，检测模块20A和ASIC板20B的电连接，由于通过如上述的弹簧销连接器之类的连接器C1进行，所以，基板之间的连接、连接的消除(结合、结合的消除)变得容易。
电路的长度或传输γ射线检测信号的配线的长度(距离)以短的为宜，因其在传输过程中的噪音的影响及信号的衰减小。而且，在PET摄像装置1中同时进行计测处理的场合，由于电路或配线的长度短者时间的延迟少，因而较好(由于无损于检测时间的准确性而较好)。因此，在本实施方式中，在PET摄像装置1的径向从中心轴朝向外侧，在单元基板U上将检测器21、电容器26、模拟ASIC28以及数字ASIC29按该顺序配置。该结构可以缩短将从检测器21输出的微弱的γ射线检测信号传输到模拟ASIC的放大器的配线的长度(距离)。因此，可以减轻噪音对γ射线检测信号的影响，也可以降低γ射线检测信号的衰减。
另外，也可以将设在ASIC板20B上的电容器26、电阻27以及模拟ASIC28设置在检测模块20A上，而不是设置在ASIC板20B上。在这种场合，电容器26、电阻27以及模拟ASIC28则位于比检测器21还靠ASIC板20B一侧。由于检测模块20A具有检测器21及模拟ASIC28，所以可以进一步缩短检测器21和模拟ASIC28之间的距离(配线的长度)。因此，可进一步降低噪音的影响。
下面，说明PET摄像装置的动作。
说明具有以上结构的PET摄像装置1的动作。在进行放射线检测之前，首先对被检测体H通过预先注射等方法给予PET用的放射性药剂(例如包含18F)，使其给予体内的放射能达到例如370MBq左右。放射性药剂可以根据检查目的(充分掌握癌的场所、或检查心脏的动脉瘤的等)选择。给予的放射性药剂不久便聚集到被检测体H的患部。在该状态下让被检测体H躺在床31上。
执行PET检查的检查员(诊疗放射线技师或医师)，按照检查的目的，通过数据处理装置2(参照图1(a))输入需要的信息(要得到断层影像的区域(摄像区域或关心区域)、切割数、切割间隔、吸收剂量等)。在这种场合，在显示装置3上显示未图示的信息输入画面，可以采取利用键盘或鼠标等将必要的数据输入的方法。之后，使床31沿长度方向移动，直到使被检测体H的检查部位(例如癌的患部)来到规定的位置，将被检测体H插入到计测空间32内。然后，使PET摄像装置1工作。
根据来自数据处理装置2的指示，在各检测器21的阳极A和阴极C之间外加直流高压电压，PET摄像装置1开始PET检查。从被检测体H的体内因放射线药剂放射的γ射线被检测器21检测。即，在从PET用的放射性药剂发射的阳电子消灭时，一对γ射线向大约180°的反方向发射，由各自的检测器21检测。检测器21输出γ射线检测信号。该检测信号经过信号线24b、连接器C1、C2及电容器26，输入到相当的模拟ASIC28内的对应的信号处理电路(未图示)。该信号处理电路放大γ射线检测信号，求出检测到的γ射线的峰值。该峰值由数字ASIC29内的未图示的模拟/数字变换器(ADC)变换为数字峰值信息。数字ASIC29还输出检测到γ射线的检测器21的位置信息及γ射线的检测时刻信息。数字峰值信息、检测器21的位置信息以及γ射线的检测时刻信息输入到数据处理装置2。数据处理装置2的同时计测装置(未图示)使用检测时刻信息，将由一个阳电子的消灭而发生的一对γ射线作为一个计数，并基于这些位置信息来特定检测到该一对γ射线的两个检测器21的位置。而且，作为数据处理装置2的影像信息生成装置的断层影像信息生成装置(未图示)，使用由同时计测得到的计数值及检测器21的位置信息，生成放射性药剂的集聚位置、即在恶性肿瘤位置的被检测者的断层影像信息(影像信息)。该断层影像信息显示在显示装置3上。
以下，说明本实施方式得到的效果。
(1)根据本实施方式的检测器21，与以往相反通过使用难于追随热应力的较硬的导电性粘接剂21A(350MPa～1000MPa)，从而可提高包含在导电性粘接剂21A中的金属填充剂的电导通，防止在通过的信号产生失真的同时，通过将导电部件22、23做成其线膨胀系数在与作为检测器21的主材料的CdTe的检测元件211的线膨胀系数相近的5×10-6/℃～7×10-6/℃的范围的材料，从而可以减少在CdTe的检测元件211和导电部件22、23中产生热应力。由此，可以得到很难产生从检测元件211输出的检测信号的失真，提高了γ射线检测灵敏度，提高了能量分辨能力及时间精度的检测器21。
(2)由于可以充分减小热应力，因此即使将检测元件211和导电部件22、23做成叠层的结构，也能减少特性的恶化。
(3)由于可以充分减小热应力，因此可以将检测元件211做得更薄并叠层，可以兼顾作为检测器21的性能及灵敏度的提高。PET摄像装置1虽有必要高效率地捕捉511keV的γ射线，但为此必须加厚检测元件211。但是，若加厚检测元件211，由于电子及空穴的移动距离增长，所以能量分辨能力或入射时刻的识别精度恶化。若能将薄的检测元件211多层叠层，由于能缩短电子及空穴的移动距离，所以能提高能量分辨能力或入射时刻的识别精度，而且还有可以增大检测元件211的体积占有率，且还可以增大检测器21的体积等优点，从而可以提高PET摄像载置1的性能。
(4)作为导电部件22、23由于使用了铁镍合金等，所以可以实现稳定的信号的读取，并且可以得到具有安装刚性的检测器21。
(5)由于检测器21的配置使得互相邻接的检测元件211的阴极C之间或阳极A之间相互相对，所以可以共用导电部件22、23。而且，由于是可以充分减小热应力的叠层构造，所以其密合性、导电性优良，可以在阴极C和阳极A的电极之间以稳定的状态施加电荷收集用的偏压。而且，在检测元件211的相互之间没有必要配置电绝缘材料，就可以实现检测元件211的稠密配置。由此，可提高灵敏度，还可以缩短检查时间。
(6)由于导电部件22、23具有朝向配线基板24垂下的突出部22a、23a，突出部22a、23a安装在配线基板24上，所以将导电部件22、23安装到配线基板24上可简单的完成。而且，右于突出部22a、23a朝向配线基板24垂下，所以不会突出于检测器21的侧方，由此，可实现检测器21的稠密配置。
(7)由于导电部件22、23做得比作为检测元件211的侧面的阳极A及阴极C更大，所以可以很好地保护脆的检测元件211，在将检测器21安装到配线基板24上时，可以很好地防止检测元件211被配线基板24的表面等擦伤。总之，导电部件22、23作为检测元件211的保护部件起作用。
(8)由于突出部22a、23a在作为检测器21的一个侧面的底面相互离开的位置垂下，所以可以提高电绝缘性。
(9)由于突出部22a、23a设置成板状面与Y方向平行，所以可以减少γ射线在突出部22a、23a上混乱。而且，可以减少从配线基板24通过突出部22a、23a向检测器21传递的热，有助于检测器21的特性的稳定。
(10)在使用了检测器21的PET摄像装置1中，由于使用内置多个与各检测器21个别对应的放大电路的ASIC等而形成信号处理电路，所以可以对应检测器21的小型化，进而还可以对应检测器21的个数的增加。其结果，可以更加提高空间分辨能力。
(11)由于可以构成可配置许多能量分辨能力高的检测器21的检测模块20A，所以可以实现在3D摄像中定量性高的检查。
(12)通过以电绝缘体覆盖设置在配线基板24上的检测器21，可以防止检测器21的绝缘破坏。
实施方式2
将本发明的其它实施方式即适用于PET摄像装置的检测器作为实施方式2进行说明。本实施方式的检测器可以代替用于图1所示的PET摄像装置1的检测器21而使用，如图9所示，其具备细长板形状的导电部件41a、42a而形成检测器40。实施方式2的PET摄像装置的检测器40以外的结构与上述实施方式的图1所示的PET摄像装置1相同。
导电部件41a、42a做成可以插入到设置于配线基板24上的插座43、44中的细长板形状，并与形成在插座43、44上的未图示的端子连接。在该检测器40中，也将导电部件41a、42a配置在互相相对的同种类的电极之间，并利用导电性粘接剂21A安装在这些电极上，在位于检测器40的两端的阴极C上利用导电性粘接剂21A安装有导电部件41a。导电部件41a、42a可相对插座43、44装卸自如地设置，导电部件41a连接在检测元件211的阴极C上，导电部件42a连接在检测元件211的阳极A上。
在本实施方式中，可以得到在上述实施方式1中产生的效果(1)～(6)及(10)～(12)。本实施方式还产生以下所述的效果。
(13)在本实施方式中，由于导电部件41a、42a做成可以插入到插座43、44中的细长板形状，所以与上述实施方式1的导电部件22、23相比面积小，由此γ射线的损耗少。而且，由于导电部件41a、42a的面积小，因此虽然上述热应力的影响小了一些，但由于利用导电性粘接剂21A进行粘接，因而从检测元件211输出的检测信号很难产生失真，可提高γ射线检测灵敏度，可得到提高了能量分辨能力及时间精度的检测器40。
实施方式3
再有，将本发明的其它实施方式即适用于PET摄像装置的检测器作为实施方式3进行说明。本实施方式的检测器，可以代替用于图1所示的PET摄像装置1的检测器21而使用，如图10所示，其做成将检测元件211和导电部件51a、52a以水平状态叠层在配线基板24上的结构。本实施方式的PET摄像装置的检测器50以外的结构与上述实施方式1的图1所示的PET摄像装置1相同。
检测器50利用导电性粘接剂(未图示，与实施方式1同样)粘接在放置并安装于配线基板24的表面的电极座53上。电极座53的材质是铁镍合金，例如可以使用42合金(Fe58％、Ni42％)。导电部件51a是外加偏压的阴极C，通过母线54a连接在配线基板24的电路55a上。而且，导电部件52a通过母线54b连接在配线基板24的电路55b上。
本实施方式可以得到由上述实施方式1产生的效果(1)～(5)、(7)及(10)～(12)。本实施方式还产生以下所述的效果。
(14)检测器50的检测元件211和导电部件51a、52a由于以水平叠层的状态安装在配线基板24上，所以可得到安装状态稳定的优点。而且，由于是在42合金的电极座53上设置检测器50并与阴极C接触的结构，所以与使用例如氧化铝等部件进行这种接触的检测器相比，可以廉价地构成。还有，由于电极座53由42合金构成，所以如使用氧化铝时一样，也不用担心破损等，也容易进行检测器50的更换等维修。
在上述实施方式1中，虽然配线基板24上的连接部件CP、AP设在每个导电部件22、23上，但也可以例如以连接部件CP作为共用的电极设在配线基板24上，并利用粘接剂等将上述导电部件22与其连接。另外，在实施方式1中，虽然与阳极A连接的导电部件23的突出部23a连接在连接部件AP上，与阴极C连接的导电部件22的突出部22a连接在连接部件CP上，但也可以将突出部23a连接在连接部件CP上，而将突出部22a连接在连接部件AP上。在这种场合，阴极C成为输出γ射线检测信号的电极，阳极A成为外加偏压的电极。如果加在阳极A和阴极C之间的电压为反方向，就可以实现任何模式。
在实施方式1及2中，虽然将阳极A的电位大致为接地电位，阴极C的电位为-500V，但如果是反方向就对电位没有限制，只要在作为PET摄像装置1起作用的范围设定电压值即可。另外，还可以将阴极C作为放射线检测信号的读取电极，将阳极A作为外加偏压的电极。
另外，在以上实施方式中，作为核医学诊断装置虽以PET摄像装置(参照图1)为例进行了说明，但不局限于PET摄像装置1，也可以在单光子发射型断层摄像装置(SPECT(Single Photon Emission Computer Tomography)装置)及γ辐射室中采用本发明的检测器及检测模块。顺便说一下，PET摄像装置及SPECT装置共同之处在于对被检测者的三维功能影像进行摄像，但SPECT装置因测量原理是检测单光子，从而不能进行同时计测，因此具备控制γ射线的入射位置(角度)的准直器。而且γ辐射室得到的功能影像是二维的，且具备控制γ射线的入射角度的准直器。
另外，也可以做成将PET摄像装置或SPECT装置和X线CT予以组合的核医学诊断装置的结构。

Claims (11)

1.一种半导体放射线检测器，是将碲化镉用作主材料的半导体放射线检测器，具有将上述碲化镉的板状元件和金属制的导电部件利用导电性粘接剂粘接，并将上述碲化镉的板状元件和上述金属制的导电部件交替叠层的结构，其特征在于：
上述导电性粘接剂的纵弹性模量是350MPa～1000MPa，且上述金属制的导电部件由其线膨胀系数在5×10-6/℃～7×100-6/℃的范围的材料构成。
2.一种半导体放射线检测器，是将碲化镉用作主材料的半导体放射线检测器，具有将上述碲化镉的板状元件和金属制的导电部件利用导电性粘接剂粘接，并将上述碲化镉的板状元件和上述金属制的导电部件交替叠层的结构，其特征在于：
上述导电性粘接剂的纵弹性模量是350MPa～1000MPa，且上述金属制的导电部件的材料是铁镍合金、铁镍钴合金、铬、钽中的至少一种。
3.根据权利要求1所述的半导体放射线检测器，其特征在于：
多个上述导电部件中的一部分的导电部件配置在互相相对的同种类的电极之间，并安装在这些电极上，剩下的上述导电部件安装在位于上述放射线检测器的两端的电极上。
4.根据权利要求1所述的半导体放射线检测器，其特征在于，
上述导电部件具有覆盖与上述板状元件对应的电极面的大小。
5.根据权利要求4所述的半导体放射线检测器，其特征在于，
上述导电部件做得比与上述板状元件对应的电极面更大。
6.一种放射线检测模块，具备根据权利要求1～5中任何一项所述的半导体放射线检测器和安装该半导体放射线检测器的配线基板，其特征在于：
安装上述导电部件的连接部件设在上述配线基板的表面，上述连接部件作为对多个上述半导体放射线检测器的共用连接部件设置在上述配线基板上。
7.根据权利要求6所述的放射线检测模块，其特征在于，
上述碲化镉的板状元件和上述金属制的导电部件以与上述配线基板的表面正交的状态安装在上述配线基板上。
8.根据权利要求7所述的放射线检测模块，其特征在于，
上述金属制的导电部件插入到设在上述配线基板上的插座中并与之连接。
9.根据权利要求6所述的放射线检测模块，其特征在于，
上述碲化镉的板状元件和上述金属制的导电部件以与上述配线基板的表面平行的状态安装在上述配线基板上。
10.一种核医学诊断装置，其特征在于，
具备：根据权利要求6所述的放射线检测器模块；和使用以从上述半导体放射线检测器输出的放射线检测信号为基础得到的信息来生成影像的影像信息生成装置。
11.根据权利要求10所述的核医学诊断装置，其特征在于，
包含多个处理从多个上述半导体放射线检测器的各个输出的放射线检测信号的信号处理装置的集成电路安装在上述配线基板上。
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