CN1928591A - 放射线检测模块、印刷电路板和放射线成像装置 - Google Patents
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Abstract
本发明提供一种不必增加信道数就可提高空间分辨率、并可进行高精度诊断的放射线检测模块、印刷电路板及放射线成像装置。放射线检测模块，具备：放射线检测器(21)和至少沿放射线前进方向并排安装有多个放射线检测器(21)的布线基板(24)，其特征在于，在布线基板(24)上，放射线检测器(21)其在放射线前进方向上相邻的彼此相互电连接而构成一个检测器体(检测信道)(21A)。放射线检测器(21)其相互电连接的电极彼此的各连接部以互相相对的状态安装于上述布线基板上。
Description
技术领域
本发明涉及放射线检测模块、印刷电路板和放射线成像装置，特别涉及使用半导体检测元件的放射线检测模块、印刷电路板和放射线成像装置。
背景技术
以往，作为检测γ射线等放射线的放射线检测器，有一种具备由CdTe(碲化镉)、CdZnTe(碲锌镉)、TlBr(溴化铊)、GaAs(砷化镓)等半导体材料构成的半导体检测元件的半导体放射线检测器。由于半导体检测元件将用放射线和半导体材料相互作用产生的电荷转变为电信号，所以使用了半导体检测元件的半导体放射线检测器具有向电信号的转变效率比使用了闪烁器的检测器更高且可小型化的特征。
半导体放射线检测器具备上述半导体检测元件和形成于该半导体检测元件双面上的电极。通过在这些各电极间附加直流高压电压，从而在X射线、γ射线等放射线入射到半导体检测元件内时生成的电荷作为信号从上述电极取出。
在将半导体放射线检测器用于医疗用放射线成像装置(放射线成像装置)等的情况下，将半导体放射线检测器连接在布线基板上从而形成放射线检测部(例如，参照专利文献1：特开2003-84068号公报的第0024段和图3)。此外，提出了一种将多个半导体放射线检测器配置于放射线检测器支撑板上的技术(例如，参照专利文献2：特开2003-167058号公报的第0020～0021段和图3)。
但是，为了在作为一种放射线成像装置的PET(Positron EmissionTomography)(正电子发射断层扫描)装置中得到高精度的图像，存在要提高空间分辨率的需求。此外，为了缩短PET装置的检测时间，存在要提高γ射线检测灵敏度，例如要提高放射线检测器的配置密度的需求。这些需求在SPECT(Single Photon Emission Computer Tomography)(单光子发射断层扫描)装置及γ摄像的其它放射线成像装置中也存在。
为提高空间分辨率，可考虑增加从放射线检测器输出的信号数(增加信道数)。但是，如像这样地增加信道数，则会增加处理电路，由此用于搭载处理电路的基板大型化的同时，耗电也增加，再有，由于作为基板整体的散热量将增加，所以有可能降低放射线检测器的检测灵敏度。
发明内容
本发明的目的是提供一种不必增加信道数就可提高空间分辨率、提高诊断精度的放射线检测模块、印刷电路板及放射线成像装置。
为实现上述目的，在本发明中，放射线检测模块具备：放射线检测器和至少沿放射线前进方向并排安装有多个上述放射线检测器的布线基板，由于在上述布线基板中，上述放射线检测器其沿放射线前进方向上相邻的彼此相互电连接而构成一个检测器体(检测信道)，所以可将相邻的一对放射线检测器作为在放射线前进方向上较长地形成的一个检测器体(检测信道)而使用，这样，易于捕捉放射线。此外，由于如此地将在放射线前进方向上相邻的放射线检测器彼此相互电连接而构成的检测信道构成一个检测单位(信道)，所以，实质上可减少放射线前进方向的信道数。由于增大在X方向上检测信道的个数，所以可增大X方向的信道数。这样，在放射线成像装置中，不必增加整体的信道数就可增加X方向的信道数。这样，提高所得到图像的空间分辨率。另外，由于不增加整体的信道数，所以也可抑制信号处理电路的散热增加。
此外，由于放射线检测器是通过在与放射线前进方向正交的方向上并排配置多个半导体检测元件而构成的，多个半导体检测元件沿放射线前进方向配置于布线基板上，且在半导体放射线检测元件的一个面上具有阴极并在另一个面上具有阳极，所以可构成在与放射线前进方向正交的方向上由各放射线检测器检测放射线的结构。因此，可在与放射线前进方向正交的方向上细化检测区域，且可提高空间分辨率。而且，放射线检测器在与布线基板上的在放射线前进方向上相邻的其它放射线检测器之间，将阴极和阳极中任一方的电极相互电连接，而与上述其它放射线检测器成对进而构成一个检测器体(检测信道)，所以可将相邻的一对放射线检测器作为在放射线前进方向上较长地形成的一个检测器体(检测信道)而分别使用，且易于捕捉放射线。
另外，通过使用将此类放射线检测器设置在布线基板上的检测模块，从而可得到相对被检测体所得到图像的空间分辨率优良且放射线捕捉性能优良的放射线成像装置。
根据本发明，可得到一种不必增加信道数就可提高空间分辨率、提高诊断的放射线检测模块、印刷电路板及放射线成像装置。
附图说明
图1A是模式表示作为本发明优选实施方式的PET装置结构的立体图，图1B是沿图1A的PET摄像装置的基座长度方向的图。
图2A是图1A所示的PET摄像装置中所使用的单元基板的主视图，图2B是单元基板的侧视图。
图3A是检测元件的模式立体图，图3B是导电部件的模式图，图3C是使用了检测元件的半导体放射线检测器集合体的立体图。
图4A是模式表示图2A的检测模块中的多个放射线检测器配置状态的图，图4B是检测模块的剖视图。
图5是表示放射线检测器配置状态的立体图。
图6A是模式表示其它检测模块中的多个放射线检测器配置状态的图，图6B是检测模块的剖视图。
图7是表示其它放射线检测器配置状态的立体图。
图中：
1：PET摄像装置，2：数据处理装置，3：显示装置，20A：检测模块，
20B：ASIC基板，21：检测器(放射线检测器)，21A：检测信道，
22、23：导电部件，22A、23A：连接部，22a、23a：伸出部，
22b、23b：端子部，22c：弯曲部，24：布线基板，28：模拟ASIC，
29：数字ASIC，31：基座，32：测量空间，211：检测元件，
41：检测器集合体，A：阳极，AP、CP：连接部件，C：阴极，
H：被检测体，S：检测元件，U：单元基板
具体实施方式
接着，作为可适用具备检测信道的放射线检测模块的放射线成像装置，参照附图来详细说明优选实施方式的PET装置。
如图1A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(被检测诊治者)H的基座31、数据处理装置(计算机等)2及显示装置3。在PET摄像装置1中，被检测体H放置于可在长度方向上移动的基座31上，并被插入由这些单元基板U所包围的测量空间32内。
PET装置
PET摄像装置1具有包围可插入基座31的测量空间(测量区域)32并在圆周方向上配置多个的单元基板(印刷电路板)U。如图1B所示，在测量空间32的轴向(基座31的长度方向(参照图1A))上配置多个单元基板U。如图2A及2B所示，单元基板U具有放射线检测模块(以下称其为检测模块)20A及集成电路基板(下称ASIC基板)20B。如图2A所示，检测模块20A在布线基板24上具备多个半导体放射线检测器(以下简称其为检测器)21。检测器21检测从被检测体H体内放出的γ射线。在本实施方式中，其构成为，在检测模块20A的布线基板24上，沿着与放射线前进方向正交的方向(图2A中的箭头X方向，以下简称其为X方向)及放射线前进方向(图2A中的箭头Y方向，以下简称其为Y方向)，整齐配置了多个检测器21。在本实施方式中，沿X方向配置的检测器21彼此的间隔是比沿Y方向配置的检测器21彼此的间隔要窄的间隔，检测器21沿X方向密集配置。这里，X方向相当于PET摄像装置1中的圆周方向，此外，Y方向相当于PET摄像装置1的径向(放射线前进方向)(参照图1A)。在布线基板24上，一个检测信道21A是将在Y方向上相邻的一对检测器21的阳极A相互电连接而构成。该检测信道21A沿放射线前进方向细长地延长。Y方向可称为从检测器21的配置区域向信号处理电路(模拟ASIC28)的配置区域的方向，X方向可称为与该方向正交的方向。
ASIC基板20B具有用于测量已检出γ射线的波峰值、检测时刻的面向特定用途集成电路(ASCI28、29)，可测定已检出的放射线(γ射线)的波峰值和检测时刻。该集成电路包括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细节的说明。
检测器集合体
说明适用本实施方式的检测器集合体41。检测器集合体41具有两个检测器21。各检测器21具有两张半导体检测元件(以下称其为检测元件，参照图3)211和导电部件22、23(参照图3B)。如图3A所示，检测元件211由以下部件构成：由板状半导体材料构成的半导体元件S和在其两侧面的整个面范围内用蒸镀法等形成的薄膜状电极。形成于检测元件211一个面上的电极是阳极(以下称其为阳极)A，形成与另一面上的电极是阴极(以下称其为阴极)C。各检测器21的构成如下：为使阳极A彼此相对而沿X方向并列配置检测元件211，将导电部件23配置于这些阳极A之间并由导电性粘接剂将其安装于这些阳极A上。这些阳极A由导电部件23电连接。此外，在检测器21的各检测元件211的各阴极C上用导电粘接剂分别安装导电部件22。在检测器集合体41中，位于两个检测器21的相邻阴极C之间的导电部件22在这些检测器21中被共用，并连接到这些阴极C上。在检测器集合体41中，在四张检测元件211上分别设置的阳极A和阴极C交替配置，导电部件22及导电部件23也交替配置。
半导体元件S是与放射线进行相互作用而生成电荷的区域，其由CdTe、CdZnTe、GaAs等任一单晶体形成。此外，阴极C、阳极A可使用Pt、Au、In等任一材料。在本实施方式中，对于检测元件211例如在半导体元件S中使用CdTe、在阴极C中主要使用Pt、在阳极A中主要使用In，而形成pn结二极管。
这里，说明有关在半导体元件S厚度t(参照图3A)中时间和波峰值曲线之间关系进行说明。在阴极C和阳极A之间附加的Pn结合反向偏压电压(以下称其为偏压)为相同值时，厚度t薄的半导体元件S一方的波峰值上升(起动)快，波峰值精度(能量分辨率)变高。若波峰值的上升速度快，例如则提高PET摄像装置1的同步测量精度(同步计算分辨率)。厚度t薄的半导体元件S其波峰值的上升速度变快的同时，能量分辨率变高(电荷的收集效率增强)，是因为电子到达阳极A的时间及空穴到达阴极C的时间缩短，即电荷的收集时间变短。此外，还因为有可能在途中消失的空孔因厚度t薄而不消失地到达阴极C。顺便提一下，厚度t也可表现为阴极C和阳极A之间的电极间距离。再有，阳极A是取出放射线检测信号的电极，阴极C是附加偏压的电极。半导体元件S的厚度(电极间距离)t优选为0.2mm～2mm。
导电部件22、23例如是铜(或者以铜为主要成分的材料，例如，磷青铜等)的平板，尺寸与检测元件211的各电极相同。由于导电部件22、23是不检测放射线的静区，所以可形成很薄的同时，良好地输出输出检测信号的厚度，例如优选为从10μm到100μm，且主要可以为50μm。导电部件22、23具有用于构成检测器信道21A的连接部22A、23A(参照图3B)。在该实例中，在Y方向上相邻的各检测器21的连接部23A如后述般相互电连接。连接部22A、23A具有比半导体元件S更向外侧(侧面，图2A中箭头Y方向)伸出的伸出部22a、23a和从该伸出部22a、23a垂下的端子部22b、23b。具体地，在检测器集合体41中，与阴极C连接的导电部件22的伸出部22a位于各检测器21的一个侧面(图3C中左侧)。与阳极A连接的导电部件23的伸出部23a位于作为与该侧面相对侧的各检测器21的另一侧面(图3C中右侧)。也就是，检测器21在一个侧面具有三个伸出部22a(图3C中仅示出一个)，且在另一侧面具有两个伸出部23a。端子部22b、23b具有用于与后述布线基板24上的连接部件AP或连接部件CP电连接的弯曲部22c、23c。
这样，导电部件22、23起到了作为用于将检测器21向布线基板24固定的固定部件的作用。特别地，伸出部22a、23a作为将检测器21安装于布线基板24上的固定部。再有，导电部件22、23的材质不必仅限于铜，也可以是铝或铝合金，其形状不必一定是板状。再有，导电部件22、23的尺寸优先为与检测元件211的电极相同的尺寸，但也不必是完全相同大小。
此外，如图3B所示，端子部22b、23b是以它的伸出量比伸出部22a、23a的伸出量小的方式形成较窄的宽度。这样，在端子部22b、23b的部位可尽可能减小γ射线的散射。另外，由于以较窄宽度形成的端子部22b、23b部分可减少从布线基板24传递到检测器21的热量，提高检测器21的稳定性。
在本实施方式中，通过此类端子22b、23b，将检测器21在从布线基板24稍浮起的状态下进行安装。也就是，将检测器21的检测元件211的各底面部在非紧密接触的状态下安装在布线基板24上。这样，在安装检测器21时，可防止检测器21在布线基板24上擦伤。另外，可积极地防止在检测器21和布线基板24之间夹入异物(灰尘等)等而降低绝缘性的状态下将检测器21安装到布线基板24上。再有，可在检测器21的底面部涂敷未图示的绝缘材料，可进一步防止出现意外的绝缘破坏。
具有此类导电部件22、23的检测器21，在Y方向上相邻的一对检测器21的阳极A(参照图3C，以下相同)彼此通过导电部件22、23的连接部22A、23A而相互电连接从而构成一个检测信道21A。在此类构成中，在Y方向上相邻的检测器21安装于布线基板24上，以构成与阳极A连接的导电部件23的连接部23A彼此相对的位置关系。具体地，如图4A及4B、图5所示，在由导电性粘接剂25分别将连接部23A的端子部23b(图4A中未示出，以下相同)以及连接部22A的端子部22b(图4A中未示出，以下相同)电连接到设置在布线基板24表面上的阳极A用的连接部件(例如，布线基板的衬垫)AP及阴极C用的连接部件CP的状态下，将检测器21设置于布线基板24上。也就是，在Y方向上相邻的一对检测器21其彼此相对状态下的连接部23A通过布线基板24上的连接部件AP进行电连接。
这样，通过在Y方向上相邻的检测器21的各阳极A之间通过连接部件AP而相互连接，从而在X方向上构成两个检测信道21A。这些检测信道21A从各自的连接部件AP分别输出检测信号。在布线基板24单面上沿X方向设置32个检测信道21A。这里，如果将与不构成此类检测器信道21A，并在Y方向上只配置两个检测器集合体41的构成例与本实施方式相比，则虽然输出的检测信号数同样为两个，但本实施方式在由两个检测器集合体41构成的两个检测信道21A中可检测γ射线这点上大不相同。其结果，由于X方向上的信道数成倍，所以X方向上的分辨率也成倍。另一方面，如上述般输出的检测信号数在不构成检测信道21A时不变，所以不必通过构成检测信道21A来增加信号处理电路的数量。也就是，随着检测放射线区域的细化，不会出现信道数增加的情况，照样使用现有信道数(不构成检测信道21A时的信道数)就能够提高空间分辨率。
此外，在Y方向上细长地形成检测信道21A，所以可构筑放射线捕捉能力优良的检测模块20A。再有，在X方向上进一步分割检测器集合体41(例如，将检测元件211以一个为单位)，分别相互电连接在Y方向上相邻的检测器21从而构成检测信道，并可构成为从这些检测信道输出信号的结构。但是，如果此般构成，则从Y方向上相邻的一对检测器集合体41输出总计四个信号，结果，由于将增加检测信号的信道数因而不理想。在这点上，在本实施方式中，如上所述，从由在Y方向上相邻的一对检测器21构成的各检测信道21A将分别输出检测信号。因此，可实质上不增加信道数也可实现空间分辨率的提高和放射线捕捉的提高，并可进行能发现小肿瘤的高精度诊断。而且，可避免随着信号处理电路(信号处理装置)的增设而产生的布线基板24的大型化，且不产生耗电增多、信号处理电路的高放热。
如图4A及4B所示，多个连接部件AP设置于在Y方向上相邻的一对检测器21之间。在各连接部件AP上分别连接埋设在布线基板24上的信号线(布线)24b。这样，从各检测信道21A输出的γ射线检测信号通过各自的信号线24b输出。各信号线24b分别连接到设置在布线基板24端部上的多个端子34上。
此外，在布线基板24的Y方向(图4A的左右方向)上，四个连接部件CP以将连接部件AP夹在其中的方式并排配置。在通过布线基板24中埋入的布线24a被短路的状态下，给予所有连接部件CP相同的电位。布线24a连接到设置在布线基板24的端部上的端子33上。
在本实施方式中，如上所述，沿Y方向配置的一列六个检测器21以在Y方向上相邻的两个检测器21中，导电部件23(与阳极A连接)的连接部23A彼此相对的方式进行配置，并由粘接剂25(参照图5)安装到该连接部件AP上。此外，各检测器21的连接部22A由粘接剂25安装到连接部件CP上。这里，四个连接部件CP中的分别夹持位于中央的两个连接部件CP1而配置于两侧的两个检测器21处于相对各导电部件22(与阴极C连接)的连接部22A的状态。即，这些连接部件CP1在夹持它并沿Y方向配置于两侧的检测信道21A中被共用。
作为粘接剂25，可采用导电胶、焊锡等。考虑到易于将处在故障等异常状态的检测器21、在本实施方式中的检测器集合体41从布线基板24取下的情况，期望粘接剂25使用热塑性粘接剂。
再有，检测器其并排配置的各半导体元件S具有上述厚度t(0.2～2mm，参照图3A)，且阴极C及阳极A的厚度至多为数μm左右。
使用以上所述的两个检测器21的检测信道21A的构成用于使半导体元件S的厚度t(参照图3A)变薄并提高电荷的收集效率、增大波峰值的上升速度并提高能量分辨率，同时，通过半导体元件S的并排配置减小过而不停的γ射线数量，并增加半导体元件S和γ射线之间的相互作用(为了增加γ射线的计数)。γ射线计数的增加将提高检测信道21A的灵敏度。
这里，说明检测信道21A的γ射线检测原理的概要。γ射线从Y方向入射到检测信道21A，在受到γ射线和半导体元件S相互作用时，空穴和电子成对且生成与γ射线所具有的能量成比例的量。但是，在构成检测信道21A的检测元件211的阴极C和阳极A的电极之间附加来自直流高压电源(未图示)的电荷收集用偏压(例如，阴极C是-500V，阳极A是接近接地电位的电位，即，阳极A为高出阴极C500V的反向附加电压)。因此，相当于正电荷的空穴被阴极C吸引而移动，作为负电荷的电子被阳极A吸引而移动。如果比较这些空穴和电子，则移动度(迁移率)为电子一方相对较大，所以电子将在相对短时间内到达阳极A。另一方面，空穴的移动度相对较小，所以相对地，空穴一方较慢地到达阴极C。顺便说一下，空穴在到达电极前的途中有时候会被捕获(捕捉)。
在检测信道21A中，配置在阳极A之间的导电部件23及安装于阴极C上的导电部件22作为不检测γ射线的静区。再有，阳极A及阴极C也是静区。
通过上述般配置检测信道21A，配置在检测模块20A的布线基板24上的信道数，如图2A及2B所示般在从检测模块20A向ASIC基板20B的Y方向(PET摄像装置1的径向)上为3ch，在与Y方向正交的X方向(PET摄像装置1的周向)上为32ch，且在作为布线基板24厚度方向的Z方向(PET摄像装置1的深度方向)上为2ch(布线基板24的双面)。检测信道21A将在布线基板24的单面上共计设置96个，在其双面共计设置192个。
在本实施方式的检测模块20A中，通过以下说明的三个构成可提高检测器21的配置密度，这样，可实现检测信道21A的高精度化。
第一构成是以连接部22A、23A朝向Y方向的方式配置各检测器21。这样，由于这些连接部22A、23A不朝向X方向，所以可使X方向上的检测器21相互间的间隙变窄。这样，利用在Y方向上相邻的检测器21构成检测信道21A，同时可提高绕被检测体H(参照图1A)的体轴方向(X方向)的分辨率。
此外，第二构成是通过在X方向上以同极电极(例如阴极C)彼此相对的方式配置各检测器21，从而构成各检测器21。该配置由于可降低X方向的检测器21相互间的绝缘，所以使X方向的检测器21相互间的间隙变窄成为可能。尤其是通过构成沿X方向配置的两个检测器21共用一个阴极C的检测器集合体41，可提高X方向的检测器21的密集化。
再有，第三构成是以与同极电极(阳极A或阴极C)连接的连接部22A、23A相对的方式来配置在Y方向上相邻的检测器21。该配置由于可降低Y方向的检测器21相互间的绝缘，所以可使Y方向的检测器21相互间的间隙变窄，并可实现Y方向的检测器21的密集化。
在上述第一及第二构成中，由于X方向上的各个检测器21相互间的间隙变窄，所以从基座31上的被检测体H体内放出的γ射线在图2A中从下方前进到上方(Y方向，即PET摄像装置1的径向(参照图1A及图1B))时，可减小由于检测器21不检测而过而不停的γ射线(通过形成于相邻检测器21间间隙的γ射线)的比例。因此，根据第一及第二构成，可提高γ射线的检测效率，还提高所得到图像的空间分辨率。此外，也能得到可缩短检查时间的优点。
另外，在上述第三构成中，由于Y方向的检测器21相互间的间隙变窄，所以可减少通过Y方向上检测器21相互间间隙而不停的在Y方向上倾斜于布线基板24前进的γ射线的比例。因此，该第三构成也与第一及第二构成一样，可增大γ射线的检测效率，还提高所得到图像的空间分辨率。此外，也有助于缩短检查时间。
这样，在具有第一、第二及第三构成的检测模块20A中，可增大γ射线的检测效率，提高所得到图像的空间分辨率。
在本实施方式中，由于将检测器21设置于布线基板24双面上，所以与仅将检测器21配置于其单面的情况相比，可使沿PET摄像装置1深度方向(Z方向)配置的布线基板24的数量减半。因此，在Z方向上可更为密集地配置检测器21。该情况可增大γ射线的检测效率，并有助于提高图像的空间分辨率。此外，也可进一步缩短检测诊断时间。同时，如上所述，由于可将布线基板24(单元基板U)的张数减半，所以具有节省将单元基板U安装到PET摄像装置1(参照图1)上作业等工时的优点。
但是，优选是将检测器21由绝缘材料覆盖进而避免绝缘破坏。由绝缘材料构成的保护膜是通过将每个检测模块20A浸入到硅橡胶等绝缘材料中而后干燥从而形成为数十微米的厚度。此时，也可以在除了连接部22A、23A的部分以外使检测器21被覆绝缘保护膜后，将这些连接部22A、23A的端子部22b、23b安装到布线基板24的连接部件AP、CP上。为了降低导电部件22、23与与其相对电极连接部件AP、CP的绝缘破坏的危险性，所以也可比检测元件211小地形成导电部件22、23，并使伸出部22a、23a的一部分位于检测元件211之间。
此外，如图6A及6B所示，可以在使Y方向上相邻的检测器21之间的连接部22A、23A重叠的状态下，将它们连接到布线基板24上的连接部件AP上。根据此类构成，可在Y方向上更接近地配置检测器21，可在Y方向上更为密集地布置检测器21。此外，可缩小布线基板24上的连接部件AP的形成面积，并可实现绝缘性的提高。
再有，如图7所示，可使各导电部件23形成连接相邻的检测器21的大小并在检测器21间被共用。通过这样的构成，可进一步缩小检测器21之间的Y方向距离，可实现检测器21在布线基板24上的密集安装。此外，由于由导电部件23连接一对检测器21，所以提高检测信道21A的刚性。另外，易于确定向布线基板24的安装位置，并提高安装精度。
此外，虽然未图示，但通过用一张导电部件22共用位于在X方向上相邻的检测器集合体41两端的阴极C，可将多个检测器集合体41一体化，在X方向上构成较大的检测器集合体41也成为可能。根据该构成，可在图2A的X方向上相邻的检测器集合体41中，将相邻的导电部件22(阴极C)各减一张，利用该减小量的空间可增加X方向的检测器21的个数。因此，可实现检测器21在布线基板24上的密集安装。这可通过构成检测器集合体41的检测元件211为偶数个且使配置于各检测器集合体41的相对端部上的电极为阴极C来实现。
即使在使用此类在X方向上较大的检测器集合体41的情况下，通过将Y方向上相邻的检测器21的阳极A彼此借助于导电部件23、23的连接部23A、23A互相电连接，可构成多个大检测信道21A中的一个。通过构成此类检测信道21A，可实现在X方向和Y方向上密集配置检测器21。
单元基板
使用图2A及2B来说明单元基板U的详细构造。单元基板U具备如上述般设置检测信道21A的检测模块20A和ASIC基板20B。ASIC基板20B具有电容26、电阻27、模拟ASIC28及数字ASIC29。
检测模块
如图4A及4B所示，检测模块20A是通过将多个检测器21设置于布线基板24上从而形成检测信道21A而构成的。在检测器21的阳极A和阴极C之间如上述般为了电荷收集而附加例如500V的电压。该电压从设置在ASIC基板20B上的电源用布线(未图示)通过连接器C1在通过设置在检测模块20A的布线基板24上的电源用布线(未图示)附加到各检测器21的阳极A和阴极C之间。检测模块20A在布线基板24的端部具备连接器C1(参照图2A及2B，以下相同)。连接器C1具有上述端子33及多个端子34。从各检测信道21A输出的γ射线检测信号通过连接器C1向ASIC基板20B侧供给。ASIC基板
如图2A及2B所示，ASIC基板20B在布线基板(支撑基板35)的双面上设置八个(单面四个)模拟ASIC28。此外，在布线基板35的单面上设置一个数字ASIC29。另外，在布线基板35的双面上设置检测信道21A数量的电容26和电阻27。再有，电连接这些电容26、电阻27、模拟ASIC28及数字ASIC29的多个连接布线(未图示)设置在布线基板35内。这些连接布线在布线基板35内构成叠层构造。电容26、模拟ASIC28及数字ASIC29在布线基板35的排列符合传输从检测模块20A的检测器21供给的信号的顺序。电阻27其一端连接到电容26的输入侧，另一端连接到设置在布线基板35上的接地布线上(未图示)。模拟ASIC28是指处理从检测信道21A输出的模拟信号(γ射线检测信号)并作为面向特定用途IC的ASIC(Application SpecificIntegrated Circuit)(特定用途集成电路)，且是LSI的一种。模拟ASIC28在每个检测信道21A上设置信号处理电路(信号处理装置)。这些信号处理电路输入从与其对应的一个检测信道21A输出的γ射线检测信号(放射线检测信号)可求出γ射线的波峰值。
ASIC基板20B在布线基板35的端部具有连接器C2，连接器C2具有连接各电容26的多个端子。
单元基板U设置在设于PET摄像装置1上的环状支撑部件1b(图1B中表示了一部分)上，以使设有检测器21的设置面朝向PET摄像装置1的深度方向(基座31的长度方向，图2B中Z方向)。该环状支撑部件以包围测量空间32周围的方式设置。设置在环状部件上的多个单元基板U沿圆周方向配置，并包围测量空间32。而且，以如下方式配置：检测模块20A位于内侧(测量空间32侧)，ASIC基板20B位于外侧。在本实施方式中，多个单元基板U也沿PET摄像装置1的深度方向配置。如此设置的单元基板U其图2A、图3C等所示X方向的朝向为PET摄像装置1的圆周方向(环状支撑部件的圆周方向)，其图2A、图3C等所示Y方向的朝向为PET摄像装置1的径向(环状支撑部件的径向)。
检测模块与ASIC基板的连接构造
如图2B所示，检测模块20A和ASIC基板20B通过使其端部重叠，且并连接存在于该重叠部分的连接器C1和连接器C2而组装。检测模块20A的端部和ASIC基板20B的端部通过在重叠部分由连接用螺钉等可装卸地(分离及自如连接)结合。如此般在重叠部分进行结合是基于以下原因。即，结合检测模块20A和ASIC基板20B的单元基板U在PET摄像装置1内被悬臂支撑，所以因其设置位置而使单元基板U挠曲或弯曲的力作用在单元基板U的中央部(连接部分)。在该连接部分构成使布线基板24和布线基板35的端面彼此顶接的构造时，不希望连接部分易于挠曲或易于折曲。
考虑到这点，在本实施方式中，检测模块20A和ASIC基板20B如上述般在重叠部分结合。因此，本实施方式中所使用的单元基板U与使布线基板24和布线基板35的端面彼此顶接而连接相比提高了对挠曲或弯曲的刚度。如果提高单元基板U对挠曲或弯曲的刚度，则例如抑制了检测器21的位置偏离并提高指定γ射线的产生位置的精度。顺便提一下，如图1A所示，由于在PET摄像装置1中沿圆周方向及深度方向上配置多个单元基板U，所以在图1A中位于左右侧部(特别是水平正中部)的单元基板U变得易于挠曲或弯曲。因此，单元基板U对挠曲或弯曲的刚度变得重要。尤其是检测信道21A，由于将在图2A、图3C等所示Y方向的朝向上相邻的检测器21、21相互电连接而形成，所以通过如此般提高单元基板U对挠曲或弯曲的刚度，从而有效保持检测信道21A的电连接，另外由于还确保检测器21间的尺寸等安装精度，因而不易受到时间变化等的影响，可在长期内得到高精度的PET图像。
通过使用利用此类由连接器C1及连接器C2连接的检测模块20A及ASIC基板20B的电连接构造，能够以低损失将γ射线检测信号从检测模块20A向ASIC基板20B传输。顺便提一下，如果损失减少，则例如可提高检测器21的能量分辨率。
检测模块20A由螺钉等装卸自如地安装于ASIC基板20B上，所以例如在检测器21和ASIC28、29中出现检测不良等不良情况时，仅更换具有不良部分(检测模块20A或ASIC基板20B)即可。再有，检测模块20A和ASIC基板20B的电连接由上述的弹簧销连接器类的连接器C1进行，所以基板彼此的连接以及连接的解除较为容易，还可便于确保安装精度。虽然上述构成是将一个检测模块20A连接到ASIC基板20B上，但也可以将检测模块20A分割成多个。
电路长度和传输γ射线检测信号的布线长度(距离)较短为佳，从而减少途中的噪音影响和信号衰减。此外，在用PET摄像装置1进行同步测量处理时，电路和布线的长度较短为佳，从而减小时间的延迟(由于无损检测时间的正确度，因而较为理想)。因此，本实施方式以在PET摄像装置1的半径方向上从中心轴向外侧为顺序在单元基板U中配置检测器21、电容26、模拟ASIC28及数字ASIC29。该构成可缩短将从检测器21输出的微弱γ射线检测信号传输到模拟ASIC放大器的布线长度(距离)。因此，减轻噪音对γ射线检测信号的影响，也降低γ射线检测信号的衰减。
此外，虽然可将电容26及电阻27设于模拟ASIC28的内部，但为得到适当的电容容量和适当的电阻值，以及基于缩小模拟ASIC28的尺寸等理由，在本实施方式中，将电容26及电阻27设置于模拟ASIC28外。再有，可将设置在ASIC基板20B上的电容26、电阻27及模拟ASIC28不设置在ASIC基板20B上而设置在检测模块20a上。此时，电容26、电阻27、模拟ASIC28比检测器21更靠近ASIC基板20B侧。由于检测模块20A具有检测器21及模拟ASIC28，所以可进一步缩短检测器21和模拟ASIC28之间的距离(布线长度)。因此，进一步降低噪音的影响。
PET摄像装置的动作
说明具有以上构成的PET摄像装置1的动作。在进行放射线检查前，首先利用预先注射等方法将PET用放射性药剂(例如含18F)以其体内投入放射能为370MBq左右的程度投入到被检测体H中。放射性药剂对应检查目的(掌握癌的地点，或者心脏动脉瘤的检查等)进行选择。投入的放射性药剂不久集中在被检测体H的患部。在该状态下将被检测体H放躺在基座31上。
执行PET检查的检查者(诊疗放射线技师和医师)对应检查目的通过数据处理装置2(参照图1A)输入必要信息(欲得到断层图像的区域(摄像区域或关心区域)、切片数、切片间隔、吸收射线量等)。该情况下，在显示装置3上显示未图示的信息输入画面，并可采用利用键盘和鼠标等输入必要数据的方法。其后，使基座31在长度方向上移动，将被检测体H插入测量空间32内直至被检测体H的检查部位(例如癌的部位)到达预定位置。而且，使PET摄像装置1动作。
根据来自数据处理装置2的指示，在检测信道21A的各检测器21的阳极A和阴极C之间附加直流高压电压，PET摄像装置1开始PET检查。从被检测体H的体内放射出放射性药剂所产生的γ射线由检测信道21A(具体为检测信道21A内的检测器21)进行检测。即，在从PET用放射性药剂放出的正电子消失时，一对γ射线在约180°的相反方向上放出，并由各检测信道21A检测。检测信道21A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26输入到该模拟ASIC28内的相对应信号处理电路(未图示)中。该信号处理电路放大γ射线检测信号，并求出已检测γ射线的波峰值。利用在ASIC基板20B上未图示的数模转换器(ADC)将该波峰值转换为数字的波峰值信息。数字ASIC29还输出检测出γ射线的检测信道21A的位置信息及γ射线的检测时刻信息。数字的波峰值信息、检测信道21A的位置信息及γ射线的检测时刻信息输入到数据处理装置2中。数据处理装置2的同步测量装置(未图示)利用检测时刻信息，将由一个正电子的消失所产生的一对γ射线作为一个计数，并以它们的位置信息为基础指定检测出该对γ射线的两个检测信道21A的位置。此外，作为数据处理装置2的图像信息制作装置的断层图像信息制作装置(未图示)利用在同步测量中得到的计数值及检测信道21A的位置信息，制成放射性药剂的聚集位置即恶性肿瘤位置的被检测者的断层图像信息(图像信息)。在显示装置3上显示该断层图像信息。
以下说明在本实施方式中所得到的效果。
(1)在本实施方式的布线基板24上，由于将Y方向上相邻的检测器21、21彼此电连接而构成一个检测信道21A，所以可将相邻的一对检测器21用作在Y方向上较长形成的一个检测波道21A，这样，易于捕捉放射线。本实施方式，由于像这样地将Y方向上相邻的检测器21、21相互电连接而构成的检测信道21A构成一个检测单位(信道)，所以实质上可减少Y方向的信道数。由于在X方向上增大检测信道21A的个数，所以可增大X方向的信道数。这样，在PET摄像装置1中，不必增加整体的信道数就可增加X方向的信道数。这样，提高了所得到图像的空间分辨率。此外，由于不增加整体的信道数，所以信号处理电路的个数也未增加，可抑制信号处理电路的放热增加。这样，可缩短检查时间。另外，通过提高空间分辨率而不造成高消耗电力，再有，还可照旧使用大批量生产的检测器集合体41，可抑制成本的同时提高分辨率。
(2)由于检测器集合体41是通过将在半导体元件S的一面上具有阴极C且在另一面上具有阳极A的检测元件211在并列阴极C及阳极A的状态下沿X方向并排配置多个而构成，所以可在X方向上以检测元件211为单位(例如，由两个检测元件211构成的检测器21)分割检测器集合体41。因此，可在每个该分割后的部位(例如，检测器21)中检测放射线。因而，可在X方向上细化检测区域，从而可提高空间分辨率。而且，检测器21在与布线基板24上的Y方向上相邻的检测器21之间，将阴极C及阳极A中任一个电极相互电连接而构成一个检测信道21A，所以可将相邻的一对检测器21作为在Y方向上较长地形成的一个检测信道21A而分别使用，且易于在各检测区域中捕捉放射线。
(3)由于检测器21是以检测元件211的阴极C彼此或阳极A彼此相对的方式进行配置的，所以可共用导电部件22、23。因此，不必在检测元件211的彼此之间配置绝缘材料，可实现X方向的检测元件211的密集配置。由此可提高灵敏度，并可实现缩短检查时间。
(4)由于导电部件22、23比检测元件211更向外侧突出并具有作为导电部件22、23一部分的伸出部22a、23a，且伸出部22a、23a安装于布线基板24上，所以可便于向布线基板24安装导电部件22、23。
(5)由于伸出部22a、23a由粘接剂25安装在布线基板24的连接部件CP、AP上，所以可缩短将伸出部22a、23a向连接部件CP、AP连接作业所需时间。粘接剂25发挥检测器21和布线基板24的电连接及机械连接(保持)的双重功能。此外，从伸出部22a、23a垂下的端子部22b、23b以伸出量比伸出部22a、23a的伸出量小的方式形成为较窄的宽度。这样，在端子部22b、23b的部位，可尽可能减小γ射线的散射。此外，由于以较窄宽度形成的端子部22b、23b部分可减少从布线基板24传递到检测器21的热量，提高检测器21的稳定性。
(6)由于导电部件22、23由作为具有刚性的导电部件的导电金属构成，所以作为半导体元件S的保护部件而发挥作用。尤其是在用CdTe、CZT、GaAs等机械上易碎的半导体材料构成半导体元件S的情况下，可由导电部件22、23防止半导体元件S的损伤。
(7)由于伸出部22a、23a在检测器21的两个不同侧面突出，所以可提高检测模块20A的绝缘性。此外，检测信道21A是可通过将相邻的检测器21的多个伸出部23a分别连接到连接部件AP上而简单地构成的，并可通过与在不构成此类检测信道21A情况下将检测器21安装到布线基板24上时的作业相同的作业构筑于布线基板24上。因此，可不必进行特殊的安装作业就可将检测器信道21A构筑于布线基板24上。
(8)由于以伸出部22a、23a朝向Y方向的方式配置各检测器21，所以可使X方向的检测器21相互间的间隙变窄，并可降低通过该间隙而不停的γ射线的比例。这样，可提高γ射线的检测效率，还可提高所得到图像的空间分辨率。
(9)由于在X方向上，同极的导电部件22彼此相对地设置在各检测器21的两侧部位上之，所以可减轻X方向的检测器21相互间的绝缘，并可进一步缩小X方向的检测器21相互间的间隙。这样，与上述(8)相同，可提高γ射线的检测效率，还可提高图像的空间分辨率。
(10)由于在Y方向上相邻的全部检测器21是以与同极电极(阳极A或阴极C)连接的伸出部22a或伸出部23a相对的方式进行配置的，所以可减轻Y方向的检测器21相互间的绝缘，并可减轻Y方向的检测器21相互间的间隙。因此，可提高γ射线的检测效率，还可提高图像的空间分辨率。这里，伸出部22a、23a相对配置是指不仅包括相互相对的检测器21的伸出部22a、23a完全相对，还包括相互相对的检测器21偏离于与Y方向正交的X方向，双方的伸出部22a、23a的位置偏离于X方向的情况。具体地，在Y方向上相邻的检测器21中，伸出部23a突出的侧面之间相对的状态是伸出部22a、23a相对地配置的状态。
(11)由于布线基板24的双面上设置了检测器21，可使PET摄像装置1的布线基板24的数量减半，并可提高PET摄像装置1的检测器21的配置密度。因此，可进一步提高PET摄像装置1的γ射线检测效率及图像的空间分辨率。
(12)由于检测模块20A和ASIC20B相互装卸自如地安装，所以在其中之一出现故障时，可便于更换发生故障的检测模块20A或ASIC20B。
(13)在使用了检测信道21A的PET摄像装置1中，由于使用内装多个与各检测信道21A分别对应的放大电路(每个检测信道21A中有一个)的ASIC等而形成信号处理电路，所以不仅可适应检测信道21A的小型化，还可适应检测信道21A个数的增加。其结果，可进一步提高空间分辨率。
(14)由于能够构成可配置多个由能量分辨率高的检测器21构成的检测信道21A的检测模块20A，所以可在3D摄像中进行定量性高的检查。
(15)通过用绝缘体被覆盖设置在布线基板24上的检测器21，可防止检测信道21A的绝缘破坏。
(16)由于在连接部件CP(例如，连接部件CP1)上连接在Y方向上相邻的两个检测信道21A的伸出部22a，所以可提高Y方向的检测信道21A的配置密度。这样，可提高γ射线检测频率及图像的空间分辨率。此外，该构成可缩短Y方向的布线基板24长度，并可缩短PET摄像装置1的径向长度。这与PET摄像装置1的紧凑化有关。即使采用上述(10)所示的检测器21的配置，也可缩短Y方向的布线基板24长度。因此，可进一步缩短PET摄像装置1的径向长度，更为紧凑化。此外，通过构成将检测器21的伸出部22a、23a以在连接部件AP、CP上为相互重叠的方式连接到连接部件AP、CP上的构成，可进一步缩小Y方向的相邻检测器21相互间的间隔，并可进一步提高检测器21在布线基板24上的Y方向的配置密度。这样，可实现PET摄像装置1的小型化。再有，这样一来，由于可减小布线基板24表面上的连接部件AP、CP的面积，所以可防止其间的绝缘破坏。
(17)由于在布线基板24上设有与连接部件CP连接且在多个连接部件CP中被共用的布线24a，所以可降低设置在布线基板24上的布线24a、24b的布线密度。因此，易于进行布线基板24的布线。
(18)由于向基座31的长度方向配置布线基板24的安装有检测器21的面，所以在PET摄像装置1的圆周方向(X方向)上，可密集地配置检测器21。因此，可提高γ射线检测效率及图像的空间分辨率。
(19)如上所述，可通过缩短Y方向(PET摄像装置1的径向)的检测器21相互间的间隔，从而缩短被检测体H和Y方向后段侧检测器21之间的距离。这样可得到提高PET摄像装置1的γ射线检测灵敏度的效果。
(20)本实施方式，使用沿Y方向相邻配置的一对检测器集合体41来构成两个检测信道21A，并将检测器集合体41安装到布线基板24上，所以可缩短将检测器21安装到布线基板24上的作业时间。
在上述实施方式中，虽然将与阳极A连接的导电部件23的伸出部23a连接到连接部件AP(布线)上，并将与阴极C连接的导电部件22的伸出部22a连接到连接部件CP(布线)上，但也可将伸出部23a连接到连接部件CP上，并将伸出部22a连接到连接部件AP上。此时，阴极C作为输出γ射线检测信号的电极，阳极A作为附加偏压的电极。只要是附加在阳极A和阴极C之间的电压是反方向，则任意图案均可实现。
此外，虽然阳极A的电位大体接地，且阴极C的电位为-500V，但只要是反方向，则对电位没有限制，只要在作为PET摄像装置1而发挥作用的范围内设定电压值即可。再有，可使阴极C作为放射线检测信号的取出电极，并可使阳极A作为偏压的附加电极。
再有，虽然在检测器集合体41的两端部分别配置阴极C，但也可在检测器集合体41的两端部配置阳极A那样地配置四个检测元件211。
此外，虽然使四个检测元件211并排配置而构成检测器集合体41，但并排数量不一定限于四个。但是，为提高X方向的绝缘性，可用偶数个的检测元件211构成一个检测器集合体41。
在上述实施方式中，如图4A～图7所示，布线基板24上的连接部件AP和连接部件CP设置在连接粘接剂25部分以外，但这些连接部件AP和连接部件CP作为连接粘接剂25的必需最小限面积，并根据需要在布线基板24内部连接。这样，在布线基板24表面可提高连接部件AP和连接部件CP及与之相对电极的电绝缘性。
虽然上述实施方式使用在Y方向上相邻配置的一对检测器集合体41构成检测波道21A，但也可不使用检测器集合体41而使用在Y方向上相邻配置的一对检测器21来构成检测波道21A。该情况下，X方向上相邻的检测波道21A的检测器21有时需要在其间设有间隙而配置，所以与使用检测器集合体41的上述实施方式比较在X方向上的检测器21的密集化稍下降，但X方向的空间分辨率比以往增大。
再有，在以上实施方式中，虽然以作为射线成像装置的PET装置(参照图1A)为例进行说明，但并不限于PET装置，单电子发射断层扫描装置(SPECT装置)及γ摄像机也适用本发明的检测器及检测模块。顺便提一下，PET装置及SPECT装置在拍摄被检测者的三维功能图像中通用，但SPECT装置由于其测定原理是检测单电子所以不能进行同步测量，因此，具备限制γ射线的入射位置(角度)的准直器。此外，γ摄像机所得的功能图像是二维的，且具备限制γ射线的入射角度的准直器。
再有，PET装置或SPECT装置可作为组合X射线CT的放射线成像装置的构成。
Claims (19)
1.一种放射线检测模块，具备：放射线检测器和至少沿放射线前进方向并排安装有多个上述放射线检测器的布线基板，其特征在于：
在上述布线基板上，在放射线前进方向上相邻的多个放射线检测器彼此相互电连接而构成一个检测信道。
2.根据权利要求1所述的放射线检测模块，其特征在于：
作为上述放射线检测器的构成重要部件的半导体检测元件由CdTe、CdZnTe及GaAs中任一个构成。
3.一种放射线检测模块，具备：放射线检测器和在放射线前进方向及与放射线前进方向正交的方向上并排安装有多个上述放射线检测器的布线基板，其特征在于：
上述放射线检测器是将在半导体放射线检测元件的一个面上具有阴极并在另一个面上具有阳极的上述半导体检测元件沿与放射线前进方向正交的方向并排配置多个而构成的；
具备多个检测信道，其包括安装于上述布线基板上且在放射线前进方向上相邻的一对上述放射线检测器、且将这些放射线检测器的上述阴极和上述阳极中一方的电极彼此相互电连接。
4.根据权利要求3所述的放射线检测模块，其特征在于：
一对上述放射线检测器的上述阴极和上述阳极中一方的上述电极通过设置在上述布线基板上的导电材料而相互电连接。
5.根据权利要求1至4中任一项所述的放射线检测模块，其特征在于：
在放射线前进方向上相邻的上述放射线检测器其上述相互电连接的电极彼此的各连接部以互相相对的状态安装于上述布线基板上。
6.根据权利要求5所述的放射线检测模块，其特征在于：
上述连接部突出设置在相邻的上述放射线检测器彼此相对面一侧上。
7.根据权利要求4所述的放射线检测模块，其特征在于：
上述导电材料是布线或导电部件。
8.一种放射线检测模块，具备：放射线检测器和在放射线前进方向及与放射线前进方向正交的方向上并排安装有多个上述放射线检测器的布线基板，其特征在于：
上述放射线检测器是将在半导体放射线检测元件的一个面上具有阴极并在另一个面上具有阳极的上述半导体检测元件沿与放射线前进方向正交的方向并排配置多个而构成的；
具备多个检测信道，其包括安装于上述布线基板上且在放射线前进方向上相邻的一对上述放射线检测器、且将这些放射线检测器的上述阴极和上述阳极中一方的电极彼此相互电连接；
上述电极彼此的连接部具备：从上述放射线检测器彼此相对面一侧的下部向相对方向伸出的伸出部和从上述伸出部垂下的端子部；
上述放射线检测器由上述端子部在以非紧密接触的状态安装于上述布线基板的基板面上。
9.根据权利要求1至8中任一项所述的放射线检测模块，其特征在于：
上述放射线检测器其上述半导体检测元件以在与放射线前进方向正交的方向上同极交替相对的状态并排配置多个而构成。
10.根据权利要求3至9中任一项所述的放射线检测模块，其特征在于：
上述半导体检测元件由CdTe、CdZnTe及GaAs中任一个构成。
11.一种印刷电路板，具备：布线基板；设置在上述布线基板的第一区域上且包括多个放射线检测器的多个检测信道；以及，设置在上述布线基板的第二区域上且分别与上述各检测信道连接的信号处理装置，其特征在于：
在从上述第一区域向上述第二区域的第一方向及与上述第一方向正交的第二方向上分别配置多个上述放射线检测器；
上述检测信道是将在第一方向上相邻的一对上述放射线检测器彼此相互电连接而构成的。
12.根据权利要求11所述的印刷电路板，其特征在于：
一对上述放射线检测器其设置在这些上述放射线检测器上的电极彼此间由设置在上述布线基板上的导电材料连接。
13.根据权利要求11或12所述的印刷电路板，其特征在于：
设置在上述放射线检测器上的电极彼此，在放射线前进方向上相邻的放射线检测器中，在作为上述放射线检测器的构成部件的半导体检测元件的相对面上相互电连接。
14.根据权利要求13所述的印刷电路板，其特征在于：
上述半导体检测元件由CdTe、CdZnTe及GaAs中任一个构成。
15.根据权利要求11所述的印刷电路板，其特征在于：
包括在上述第二方向上配置的多个放射线检测器的检测器集合体在上述第一方向及第二方向上分别被配置为多个；
上述检测器集合体是将多个放射线检测器的同极电极连接而构成的；
上述检测信道是将在上述第一方向上相邻的各对上述检测器集合体所包括的上述放射线检测器彼此相互电连接而构成的，在上述一对检测器集合体中至少形成两个上述检测信道。
16.根据权利要求12至15中任一项所述的印刷电路板，其特征在于：
上述布线基板，具有：配置有上述多个检测信道的第一布线基板和配置有上述多个信号处理装置的第二布线基板；
上述第一布线基板和上述第二布线基板相互可装卸自如地结合。
17.一种放射线成像装置，具有多个放射线检测器及安装有上述放射线检测器的布线基板，且具备多个放射线检测模块，其包围支撑被检测体的基座所插入的测量区域且配置于上述测量区域周围；以及图像信息制作装置，其利用基于从上述放射线检测器输出的放射线检测信号而得到的信息生成图像信息，其特征在于：
具备多个检测信道，其是将在上述测量区域的径向上相邻配置的多个放射线检测器彼此相互电连接而构成的。
18.一种放射线成像装置，具有多个放射线检测器及安装有上述放射线检测器的布线基板，且具备多个印刷电路板，其包围支撑被检测体的基座所插入的测量区域且配置于上述测量区域周围，以及图像信息制作装置，其利用基于从上述放射线检测器输出的放射线检测信号而得到的信息生成图像信息，其特征在于：
上述印刷电路板，具备：布线基板；设置在上述布线基板的第一区域上且包括多个放射线检测器的多个检测信道；以及，设置在上述布线基板的第二区域上且分别与上述各检测信道连接的信号处理装置；
在从上述第一区域向上述第二区域的第一方向及与上述第一方向正交的第二方向上分别配置多个上述放射线检测器；
上述检测信道是将在第一方向上相邻的一对上述放射线检测器彼此相互电连接而构成的。
19.根据权利要求17或18所述的放射线成像装置，其特征在于：
作为上述放射线检测器的构成部件的半导体检测元件由CdTe、CdZnTe及GaAs中任一个构成。
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Cited By (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN101806913A (zh) * | 2009-02-12 | 2010-08-18 | 日立电线株式会社 | 放射线检测器座 |
| CN101682687B (zh) * | 2007-07-19 | 2012-09-19 | 佳能株式会社 | 放射线检测设备和放射线成像系统 |
| CN101569530B (zh) * | 2008-04-30 | 2013-03-27 | Ge医疗系统环球技术有限公司 | X-射线检测器和x-射线ct设备 |
| CN105686830A (zh) * | 2015-12-29 | 2016-06-22 | 上海联影医疗科技有限公司 | 医疗设备的数据采集系统及其配置方法 |
| CN108294771A (zh) * | 2018-01-02 | 2018-07-20 | 沈阳东软医疗系统有限公司 | 一种正电子发射计算机断层显像探测器装置 |
| CN112137640A (zh) * | 2019-06-28 | 2020-12-29 | 株式会社日立制作所 | 放射线摄像装置 |
Families Citing this family (18)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP4154388B2 (ja) * | 2004-12-27 | 2008-09-24 | キヤノン株式会社 | 被対象物を透過した電磁波の状態を検出するための検出装置 |
| JP4619985B2 (ja) * | 2006-04-28 | 2011-01-26 | 住友重機械工業株式会社 | 放射線検出器および放射線検査装置 |
| JP5221058B2 (ja) * | 2007-05-15 | 2013-06-26 | 株式会社東芝 | 検出素子、検出器、及び検出素子の製造方法 |
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| CN102016639A (zh) * | 2008-04-24 | 2011-04-13 | 住友重机械工业株式会社 | 半导体探测器模块及使用该半导体探测器模块的正电子断层摄影装置 |
| JP5436880B2 (ja) * | 2009-02-12 | 2014-03-05 | 日立コンシューマエレクトロニクス株式会社 | 放射線検出器 |
| JP5027832B2 (ja) * | 2009-02-17 | 2012-09-19 | 株式会社日立製作所 | 放射線検出モジュール及び放射線撮像装置 |
| FR2948200B1 (fr) | 2009-07-16 | 2013-02-08 | Commissariat Energie Atomique | Dispositif de detection de rayonnement a agencement ameliore |
| BR112014015663A8 (pt) * | 2011-12-27 | 2017-07-04 | Koninklijke Philips Nv | módulo do detector de radiação, digitalizador de pet, e método de montagem de uma matriz do detector de radiação |
| US9490374B1 (en) * | 2012-05-04 | 2016-11-08 | Radiation Monitoring Devices, Inc. | Radiation detectors |
| JP2015161594A (ja) * | 2014-02-27 | 2015-09-07 | 日立アロカメディカル株式会社 | 放射線検出器 |
| DE102014222690B4 (de) * | 2014-11-06 | 2024-10-02 | Siemens Healthineers Ag | Detektormodul für einen Röntgendetektor |
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| JP6633201B2 (ja) * | 2015-11-12 | 2020-01-22 | プリズマティック、センサーズ、アクチボラグＰｒｉｓｍａｔｉｃ Ｓｅｎｓｏｒｓ Ａｂ | 時間オフセット深度セグメントを有するエッジオン検出器を用いた高分解能コンピュータ断層撮影 |
| WO2017114267A1 (zh) * | 2015-12-29 | 2017-07-06 | 上海联影医疗科技有限公司 | 一种医疗设备的数据采集系统及其配置方法 |
| JP7496968B2 (ja) * | 2020-03-31 | 2024-06-10 | 国立研究開発法人日本原子力研究開発機構 | 放射線検出器 |
| US11835666B1 (en) * | 2020-07-31 | 2023-12-05 | Redlen Technologies, Inc. | Photon counting computed tomography detector with improved count rate stability and method of operating same |
Family Cites Families (10)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH11281747A (ja) | 1998-03-27 | 1999-10-15 | Toshiba Corp | 放射線半導体検出器 |
| US6236051B1 (en) | 1998-03-27 | 2001-05-22 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Semiconductor radiation detector |
| JPH11304930A (ja) | 1998-04-15 | 1999-11-05 | Japan Energy Corp | ２次元マトリックスアレイ放射線検出器 |
| JP2003084068A (ja) | 2001-09-12 | 2003-03-19 | Toshiba Corp | 放射線検出器及びその製造方法 |
| JP3820972B2 (ja) | 2001-12-03 | 2006-09-13 | 株式会社日立製作所 | Ｐｅｔ装置 |
| US7297958B2 (en) | 2001-12-03 | 2007-11-20 | Hitachi, Ltd. | Radiological imaging apparatus |
| JP4093013B2 (ja) * | 2002-10-23 | 2008-05-28 | 株式会社日立製作所 | 放射線検査装置 |
| JP2005106692A (ja) | 2003-09-30 | 2005-04-21 | Hitachi Ltd | 半導体放射線検出器及び放射線撮像装置 |
| JP3863872B2 (ja) | 2003-09-30 | 2006-12-27 | 株式会社日立製作所 | 陽電子放出型断層撮影装置 |
| JP3828896B2 (ja) * | 2004-03-11 | 2006-10-04 | 株式会社日立製作所 | 陽電子放出型断層撮影装置 |
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Cited By (8)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN101682687B (zh) * | 2007-07-19 | 2012-09-19 | 佳能株式会社 | 放射线检测设备和放射线成像系统 |
| CN101569530B (zh) * | 2008-04-30 | 2013-03-27 | Ge医疗系统环球技术有限公司 | X-射线检测器和x-射线ct设备 |
| CN101806913A (zh) * | 2009-02-12 | 2010-08-18 | 日立电线株式会社 | 放射线检测器座 |
| CN105686830A (zh) * | 2015-12-29 | 2016-06-22 | 上海联影医疗科技有限公司 | 医疗设备的数据采集系统及其配置方法 |
| CN105686830B (zh) * | 2015-12-29 | 2019-03-19 | 上海联影医疗科技有限公司 | 医疗设备的数据采集系统及其配置方法 |
| CN108294771A (zh) * | 2018-01-02 | 2018-07-20 | 沈阳东软医疗系统有限公司 | 一种正电子发射计算机断层显像探测器装置 |
| CN112137640A (zh) * | 2019-06-28 | 2020-12-29 | 株式会社日立制作所 | 放射线摄像装置 |
| CN112137640B (zh) * | 2019-06-28 | 2023-09-08 | 富士胶片医疗健康株式会社 | 放射线摄像装置 |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| C06 | Publication | ||
| PB01 | Publication | ||
| C10 | Entry into substantive examination | ||
| SE01 | Entry into force of request for substantive examination | ||
| C02 | Deemed withdrawal of patent application after publication (patent law 2001) | ||
| WD01 | Invention patent application deemed withdrawn after publication |