CN1965758A - 核医学诊断装置及核医学诊断方法 - Google Patents

Abstract

本发明提供一种能量分辨率优越的核医学诊断装置及核医学诊断方法。核医学诊断装置，具有通过由导电性粒子及树脂粘合剂构成的导电性粘接剂(21A)粘接半导体元件(S)和金属制的导电部件(22、23)的粘接结构，还具备将放射线入射到上述半导体元件(S)时所产生的电荷从上述导电部件(22、23)经上述导电性粘接剂(21A)通过检测电路(30)作为信号导出的结构，其特征在于，设有：用于使至少流过上述导电性粘接剂(21A)的电流比入射了放射线时所产生的电荷形成的电流大的通电机构(40)；以及保护上述检测电路(30)不受由该通电机构(40)流过的电流的影响的保护电路(31)。

Description

核医学诊断装置及核医学诊断方法

技术领域

本发明涉及一种具备包括半导体元件的半导体放射线检测器的核医学诊断装置及核医学诊断方法。

背景技术

近年来，作为将放射线测量技术应用于医疗领域的装置，众所周知的有如伽玛辐射室、单光子放射型断层成像装置(SPECT装置)以及正电子X射线层析装置(PET装置)的核医学诊断装置。在这些装置中所使用的放射线检测器几乎都是组合了闪烁器和光电子倍增管。另一方面，例如专利文献1—日本特开2004-317140号公报记载的，作为放射线检测器不是使用闪烁器而是使用半导体。这样的半导体放射线检测器，通过利用入射到半导体元件晶体上的γ射线产生的光电效果生成电子和空穴，由从外部施加的电压产生的电场使电荷移动并将其导出到外部，由于该电荷量与放射线的能量成正比，所以能够通过正确地测定电荷量来准确地得知放射线的能量。

但是，作为用于检测放射线特别是γ射线的半导体，公知的方法是使用碲化镉(CdTe)。在此，虽然也可使用硅和锗，但它们大都是用于X线的检测。作为核医学诊断上使用的放射性物质，公知的有例如锝和氟18，由于它们的能量为141kev或511kev，所以穿透力高。因此，在放射线检测器上使用原子序数大的物质会有利于多吸收γ射线作为信号。在这一点上，由于CdTe的平均原子序数大，所以有γ射线的吸收能力优越的优点。

相反，CdTe具备晶体脆而难以处理的缺点，有可能因微小的冲击和振动而破损，或者在晶体内部产生缺陷。因此，在将作为用于导出电荷的电极的导电部件与CdTe晶体连接的场合，作为接合部件使用的是导电性粘接剂。

但是，在实际用导电性粘接剂粘接导电部件和CdTe，交替叠层地制作了半导体放射线检测器并经过几个月实验性地使用后，在一部分半导体放射线检测器上发生了检测信号的杂波增加、能量分辨率等降低之类的问题。

推测其原因是，由于长时间的使用使粘接导电性部件和CdTe的导电性粘接剂的收缩力降低或导电性粒子氧化，造成导通不稳定之的缘故。

另一方面，由于放射线的输入，半导体放射线检测器上产生的电荷量从数飞库仑至数十飞库仑的微量，作为电流值还达不到微安。因此，在这样微弱的信号通过导通性不稳定的部分时，信号有可能产生失真，呈现为半导体放射线检测器的劣化，还可能导致能量分辨率的降低。

发明内容

因此，本发明的目的在于提供一种能量分辨率优越的核医学诊断装置及核医学诊断方法。

为了达到上述目的，本发明的结构具备用于使至少流过上述导电性粘接剂的电流比入射了放射线时所产生的电荷形成的电流大的通电机构。根据这种结构，通过利用通电机构流过大的电流，能够使导电性粘接剂的导电性粒子再次结合，或者破坏导电性粘接剂所形成的氧化膜，从而能够使导电性粘接剂的导通性稳定化。另外，由于具备保护电路，所以能够保护检测电路不受由通电机构流过的电流的影响，与导电性粘接剂的导通性的稳定化相辅相成，提高可靠性。另外，通过在为测量施加电压前利用通电机构实施通电，能够有效地防止因导通不稳定而引起故障，能够长时间维持放射线检测的性能。

另外，在具备利用导电性粘接剂将具有二极管特性的半导体元件和金属制的导电部件粘接起来的结构造中，通过利用通电机构使比入射了放射线时所产生的电荷形成的电流大的顺方向的电流流过，由此能够使导电性粘接剂的导电性粒子再次结合，或者破坏导电性粘接剂所形成的氧化膜，从而能够使导电性粘接剂的导通性稳定化。

另外，由于保护电路的结构包括介于半导体元件的信号输出一侧与接地一侧之间的齐纳二极管、开闭开关、变阻器中的任何一种或它们的组合，所以，能够简单且廉价地设置保护电路。特别是在需要许多半导体元件的核医学诊断装置中，能够以增加最低限度需要的结构来良好地维持放射线检测的性能。

根据本发明，可得到能量分辨率优越的核医学诊断装置及核医学诊断方法。

附图说明

图1是示意地表示本发明的实施方式1的作为核医学诊断装置的适用的PET装置的构成的立体图。

图2是示意地表示PET成像装置的立体图。

图3(a)是图2所示的PET成像装置所使用的单元电路板的主视图，图3(b)是同样的单元电路板的侧视图。

图4(a)是半导体放射线检测元件的示意立体图，图4(b)是使用了半导体放射线检测元件的检测器的立体图，图4(c)是示意地表示将检测器设置在电路板上的状态的图。

图5是从γ射线的入射方向看到的检测器的放大图。

图6是表示实施方式1的特征部分的电路图。

图7(a)、图7(b)是表示光源的配置例的示意图。

图8是表示检测器的故障的发生与天数的关系的图表。

图9是表示实施方式2的特征部分的电路图。

具体实施方式

下面，参照适当的附图详细说明作为本发明的核医学诊断装置的最佳实施方式的PET装置。

实施方式1

本实施方式的PET装置如图1所示，具备：具有测量空间1a的PET成像装置1；支撑被检测体(被诊断者)H的床B；数据处理装置(电脑等)2；以及显示装置3。PET成像装置1如图2所示，在圆圆周方向上配置有多个单元电路板U，在这样的PET成像装置1上，如图1所示，被检测体H被放在可在长度方向上移动的床B上，可插入到由单元电路板U包围的圆柱状的测量空间1a内。

下面，说明PET成像装置。

PET成像装置1具备包围如前所述的插入了床B的测量空间1a，并配置在圆周方向上的多个单元电路板U。单元电路板U如图2所示，沿床B的长度方向(图中箭头Z方向)也配置有多个。单元电路板U如图3所示，具备：放射线检测模块(以下称检测模块)20A及集成电路电路板(以下称ASIC电路板)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(参照图1)的体内放射的γ射线。检测器21的详细情况将于后述。

ASIC电路板21B具备用于测量所检测出的γ射线的峰值、检测时间的集成电路(模拟ASIC28·数字ASIC29)，用以测定检测出的γ射线的峰值和检测时间。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。

下面说明PET成像装置1的细节。

首先，说明半导体放射线检测器。

标号21是本实施方式所适用的检测器。如图4(b)(c)所示，检测器21具备：4个半导体放射线检测元件(以下称为检测元件)211；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。检测元件211如图4(a)所示，是由板状的半导体材料构成的半导体元件S组成，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电极(以下称阳极)A，在另一个面上形成的电极是阴电极(以下称阴极)C。检测器21的构成为：将阳极A及阴极C沿与放射线行进方向(图4(c)中的Y方向)正交的方向(图4(c)中的X方向)并列配置，从而使其以与布线电路板24(参照图3(a))的安装面正交的状态纵向放置的偶数个(在本实施方式中是4个)检测元件211与阴极C彼此及阳极A彼此之间相互相对，并通过导电部件22、23将同种类的电极彼此(阳极A彼此及阴极C彼此)间进行电连接。

半导体元件S是与放射线产生相互作用并生成电荷的区域，由CdTe、CdZnTe、GaAs等任一种单晶形成。另外，阴极C、阳极A可使用Pt、Au、In等任一种材料。在本实施方式中，检测元件211使用例如CdTe为半导体元件S，以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。

在此，说明半导体元件S的厚度t(参照图4(a))厚的场合及薄的场合的时间与峰值曲线的关系。阴极C和阳极A之间施加的pn结的反向偏压值相同时，厚度t薄的半导体元件S其峰值的上升(上升边)快，峰值的精度(能量分辨率)高。如果峰值的上升速度快，则例如PET成像装置1的同时测量的精度(同时计数分辨率)提高。厚度t薄的半导体元件S其峰值的上升速度快的同时能量分辨率增高(电荷的收集效率好)，这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。另外，还因为有可能在中途失效的空穴因厚度t薄而没有失效的相应部分能够到达阴极C。因此，厚度t也能够表现为阴极C与阳极A之间的电极间距离。另外，阳极A是输出放射线检测信号的电极，阴极C是施加反向偏压的电极。

另外，半导体元件S的厚度(电极间距离)t优选0.2mm～2.0mm。这是因为如果厚度t超过2.0mm，则峰值的上升速度变慢，同时，峰值的最高值也变低。假设，即便将厚度t加厚，由于能够通过提高反向偏压来提高检测元件211内的厚度t方向的电场强度，由此提高电子及空穴的移动速度，所以，也能缩短电子及空穴到达相应电极的时间。但是，由于施加的反向偏压的增加会有导致直流高压电源的大型化及在布线电路板24的内部等的绝缘破坏的弊害，所以最好避免。另一方面，如果厚度小于0.2mm，则电极(阴极C、阳极A)的厚度(体积)相对增加。这将减少产生与放射线相互作用的重要部件的半导体元件S的比例。即：如果半导体元件S的厚度t变薄，则不会与γ射线产生相互作用，即：不检测γ射线的电极(阳极A及阴极C)的厚度相对增加，随之，与γ射线产生相互作用的半导体元件S的比例相对减少，其结果，检测γ射线的灵敏度降低。另外，如果厚度t薄，检测元件211的每一个的静电电容增大。从后级的信号处理电路(ASIC)看，由于该静电电容相当于输入电容成分，所以该输入电容越大，越容易在信号处理电路中产生噪音，越容易使能量分辨率和同时计数分辨率劣化。进而，为了在某种程度上确保平均一个检测器21的检测灵敏度，由于要并列配置检测元件211，以有效地确保检测器21的体积，所以厚度t越薄，则必须增加并列配置的元件数。其结果，平均一个检测器21的静电电容相应增加，有可能导致PET成像装置1的性能劣化(源于能量分辨率的劣化的PET图像对比度的劣化和源于同时计数分辨率劣化的检查时间的增加和图像质量的劣化等)。因此，优选上述厚度t。

导电部件22、23是由例如铁镍合金、铁镍钴合金、铬、钽中的至少一种形成的平板状的部件。在此，作为铁镍合金能够使用42号合金(Fe58％、Ni42％)，作为铁镍钴合金能够使用钴17(Fe58％、Ni42％、Co17％)。

在本实施方式中，导电部件22、23做成覆盖检测元件211的各电极面的大小，即比各电极面大。另外，导电部件22、23的大小也可以是与检测元件211同样的大小。另外，导电部件22、23的厚度为10μm至100μm左右，主要优选50μm左右。这样的导电部件22、23如图4(c)所示，在安装在检测元件211上的状态下，具有比检测元件211垂下到下侧(布线电路板24一侧)的突出部22a、23a。突出部22a、23a具有将检测器21安装在布线电路板24上的固定部的功能，突出部22a与设于布线电路板24上的阴极C用的连接部件CP连接，突出部23a与设于布线电路板24上的阳极A用的连接部件AP连接。另外，检测器21通过这些突出部22a、23a，在布线电路板24上安装成非贴紧状态，即安装成在检测元件211与布线电路板24之间具有规定的间隙的状态。由此，能够很好地防止源于安装时尘埃等夹于检测器21与布线电路板24之间等引起的绝缘性能的降低。另外，由于通过该间隙通气性提高，所以检测器21能够冷却，检测器21的特性稳定。另外，还可以在检测器21的底面部分上涂覆未图示的绝缘材料，可进一步防止不可预料的绝缘破坏的发生。

这样的导电部件22、23如图5所示，利用导电性粘接剂21A粘接安装在检测元件211上。作为导电性粘接剂21A，可使用例如将金属粉(银)等导电性粒子分散在由有机高分子材料构成的绝缘性的树脂粘合剂中的材料。通常，在利用导电性粘接剂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，要进行大约120～150℃的高温热处理。

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(0.2～2.0mm)，另外，阴极C及阳极A的厚度最多设定为数μm左右。由于检测器21是多个检测元件211的阴极C彼此间、阳极A彼此间连接在一起，所以其结构为不判断是哪个检测元件211的半导体元件S与γ射线产生了相互作用。如上的检测器21的结构是为了使半导体元件S的厚度t变薄而提高电荷的收集效率，增大峰值的上升速度而提高能量分辨率的同时，通过并列配置半导体元件S来减少通过的γ射线的量，增加半导体元件S与γ射线的相互作用(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。

在此，说明利用检测器21检测γ射线的大致原理。未图示的γ射线入射到检测器21，γ射线与半导体元件S发生相互作用时，以与γ射线具有的能量成正比的量成对地生成空穴(hole)及电子(electron)。但是，在构成检测器21的检测元件211的阴极C与阳极A的电极之间，从后述的直流的高压电源42(参照图6)施加了电荷收集用的反向偏压(例如，阴极C为-500V，阳极A为接近接地电位的电位，即阳极A相对于阴极C为施加了高达500V的反向电压)。因此，相当于正电荷的空穴向阴极C靠近移动，作为负电荷的电子向阳极A靠近移动。将这些空穴和电子比较，其移动的容易度(移动性mobility)由于电子一方相对较大，所以电子在相对短的时间内到达阳极A。另一方面，由于空穴的移动的容易度相对较小，所以空穴相对地要花费更长时间到达阴极C。而且，电子和空穴有时还会在到达阳极A、阴极C之前在中途被捕获(trap)。

导电部件22及导电部件23成为不检测γ射线的盲区。因此，检测器21做成在检测元件211之间配置有作为盲区的导电部件22、23的结构。另外，阳极A及阴极C也是盲区。

这样的检测器21如图3(a)、图3(b)所示，在检测模块20A的布线电路板24上，在从检测模块20A向ASIC电路板20B的Y方向(PET成像装置1的半径方向，参照图2)上配置6ch，在与Y方向正交的X方向(PET成像装置1的圆周方向，参照图2)上配置8ch，进而，在布线电路板24的厚度方向即Z方向(PET成像装置1的进深方向，参照图2)上配置2ch(配置在布线电路板24的两面)。由此，检测器21在布线电路板24的一面上合计设置48ch，在其两面上合计设置96ch。

在本实施方式中，为了维持这样的各检测器21的γ射线的检测功能，如图6所示，具备：确保导电性粘接剂21A的导通性的通电机构40；以及用于保护后述的检测电路30不受因该通电机构40的作用而流过的电流影响的保护电路31。另外，在图6中，以检测器21的一个检测元件211为例来进行说明。

如上所述，当γ射线入射到检测器21的检测元件211时，虽然由电荷形成了电流流动，但通电机构40做成至少流过导电性粘接剂21A的电流比这时电荷形成的电流大。为此，通电机构40的结构具备：用于将光照射到检测器21的检测元件211上的光源41；以及用于将反向偏压施加到检测元件211上的高压电源(电路)42。即：通电机构40做成，流过导电性粘接剂21A的电流比用光源41对检测器21照射强光而入射了γ射线时所产生的电流更大，通过在进行实际的测量之前实施通电，主要起到使导电性粘接剂21A的通电状态良好的作用。

作为光源41，只要是能够照射光，使流过导电性粘接剂21A的电流比用光源41对检测元件211入射了γ射线时所流过的电流更大即可，在本例中使用荧光灯。另外，作为光源41，并不限于荧光灯，只要是能够照射800纳米以下波长的光，可以采用各式各样的灯。如图7(a)所示，在做成将多个单元电路板U收放在收放部件50内的结构的场合，能够在收放部件50内的上部等的空的空间中设置光源41。另外，作为光源41，例如在使用了发光二极管等的场合，也可以直接设置在单元电路板U上的空间34(用虚线图示)等中。另外，如图7(b)所示，还可以将光源41(荧光灯等)设置在将单元电路板U的侧边切口所形成的空间20a(检测模块20A的附近空间)中。如果这样配置，以隔热等为目的，收放部件50内做成被隔离部33隔离为上部区域(配置有ASIC电路板20B的区域)和下部区域(配置有检测模块20A的区域)的结构的场合，也能够对下部区域的各检测器21良好地照射光。

如图6所示，高压电源42经电阻42a连接到检测元件211的阴极C一侧，并对检测元件211施加反向偏压。在本实施方式中，为了驱动检测器21，将通常设于PET成像装置(参照图1)上的高压电源42兼用作通电机构40的电源。即：为了使导电性粘接剂21A的通电状态良好，不需要设置特别的电源，能够抑制成本的提高。

检测器21的检测元件211的阳极A一侧，经电容器26连接到模拟ASIC28，并经电阻27连接到接地一侧。在本实施方式中，保护电路31与该电阻并列连接。由此，检测元件211的阳极A一侧经保护电路31也连接到接地一侧。检测电路30具备：模拟ASIC28、电容器26和电阻27，由检测器21检测入射了放射线时流过的电流。

保护电路31在由通电机构40进行通电时，起到避免对电阻27施加过大的电压、防止电容器26的端子间电压上升到超过其耐压的作用。在本例子中，作为保护电路31使用了齐纳二极管。另外，作为保护电路31并不限于齐纳二极管，可以使用开闭开关、变阻器等来代替齐纳二极管或与其组合。在使用开闭开关的场合，在高压电源42置于ON的期间，通过做成使作为检测元件211的信号输出一侧的阳极A与接地之间成为短路状态的结构，可得到与使用齐纳二极管的场合同样的效果。

下面，说明单元电路板。

如图2所示，单元电路板U设置在PET成像装置1上所设置的环状的支撑部件(未图示)上，从而使设置有检测器21的面朝向PET成像装置1的进深方向(Z方向)。设于环状部件上的多个单元电路板U配置在圆周方向上，并包围测量空间1a；而且，其配置为检测模块20A位于内侧(测量空间1a一侧)，ASIC电路板20B位于外侧。在本实施方式中，多个单元电路板U也配置在PET成像装置1的进深方向上。

用图3(a)、图3(b)说明单元电路板U的详细结构。单元电路板U具备如前所述设置了多个检测器21的检测模块20A及ASIC电路板20B。ASIC电路板20B具有：电容器26、电阻27、模拟ASIC28及数字ASIC29。而且，作为保护电路31的齐纳二极管配置在ASIC电路板20B上的检测模块20A与电容器26之间。从各检测器21输出的γ射线的检测信号通过连接器C1从检测模块20A一侧供给ASIC电路板20B一侧。

ASIC电路板20B如图3(a)、图3(b)所示，在一面设置有1个数字ASIC29，在两面各配置有4个模拟ASIC28。在ASIC电路板20B的两面设置了数量与检测器21的数量对应的电容器26、电阻27和齐纳二极管(保护电路31)。

另外，电连接了这些齐纳二极管(保护电路31)、电容器26、电阻27、模拟ASIC28及数字ASIC29的许多连接布线(未图示)设于ASIC电路板20B内。模拟ASIC28意味着处理从检测器21输出的模拟信号(γ射线检测信号)的作为面向特定用途的IC的ASIC(Application Specific Integrated Circuit)，是LSI的一种。模拟ASIC28在每个检测器21上都设有信号处理电路。这些信号处理电路输入从对应的一个检测器21输出的γ射线的检测信号(放射线检测信号)，并求得γ射线的峰值。

电路的长度和传输γ射线检测信号的布线的长度(距离)最好较短，以减少中途的杂波的影响和信号的衰减。另外，用PET成像装置1进行同时测量处理的场合，电路和布线的长度最好较短，以减少时间的延迟(因为不会损害检测时间的正确性，所以优选)。因此，本实施方式是在PET成像装置1的半径方向上从中心轴向外侧，在单元电路板U上按顺序配置检测器21、齐纳二极管(保护电路31)、电容器26、模拟ASIC28及数字ASIC29。这种结构能够缩短将从检测器21输出的微弱的γ射线检测信号传送到模拟ASIC28的放大器的布线的长度(距离)。因此，能够减轻杂波对γ射线的检测信号的影响，还能减少γ射线的检测信号的衰减。

另外，还可以将设于ASIC电路板20B上的齐纳二极管(保护电路31)、电容器26、电阻27及模拟ASIC28设置在检测模块20A上而不是ASIC电路板20B上。这种场合，齐纳二极管(保护电路31)、电容器26、电阻27、模拟ASIC28位于比检测器21靠近ASIC电路板20B一侧。由于检测模块20A具备检测器21及模拟ASIC28，所以，能够进一步缩短检测器21与模拟ASIC28之间的距离(布线的长度)。因此，能进一步减少杂波的影响。

下面，说明PET成像装置的动作。

主要参照图6说明具有以上结构的PET成像装置1的测定时的作用。

首先，说明通常测定时的作用，其后，说明有关PET成像装置1起动时的本实施方式的特征性部分的作用。

首先，当操作未图示的运转开关，起动PET成像装置1时，从高压电源42经电阻42a对检测器21施加反向偏压。在此，由于检测器21的检测元件211具备二极管特性，所以，在施加反向偏压时，在检测元件211上虽产生漏电流，但每一个检测元件211的漏电流只有数毫微安至数十毫微安，作为检测器21整体也只有数百毫微安，其电流极小。

在这种状态下测量时，γ射线入射到检测器21而产生光电效应，生成由电子和空穴构成的载流子。这些载流子在由反向偏压形成的电场中移动，从阳极A一侧作为电荷信号被导出。具体说，与电荷量相应的的电流流过检测器21，蓄积在电容器26中。其后，经电阻27向接地一侧放电，检测器21的模拟ASIC28一侧的电位归零。因电荷向电容器26的蓄积引起的电压变化由于是微秒以下的高频信号，所以蓄积在电容器26中的电流通过电容器26输出到模拟ASIC28。由模拟ASIC28放大该检测信号，进而通过由后级的数字ASIC29(参照图3(a))进行信号处理，由此可进行入射了γ射线的时间和能量的测定。

以上是通常测定时的作用。

但是，如前所述，从检测元件211输出的检测信号从阳极A经导电性粘接剂21A输出到导电部件23。检测信号由于是10MHZ以上的高频信号，所以如果在导电性粘接剂21A上存在导通性不好的部分时，在检测信号通过该部分的过程中就会产生失真，这表现为与杂音增大相当的特性劣化。因此，导电性粘接剂21A需要维持良好的导通性，作为达到这一要求的方法，在起动时需要进行下面所说明的操作。

首先，在起动PET成像装置1之前，通过操作未图示的操作盘等，使高压电源42工作，向检测器21施加反向偏压，同时，按规定时间接通作为光源41(通电机构40)的荧光灯。在本例子中，在施加电压的同时点亮荧光灯约10秒钟。另外，这些操作也可以按照预先设定的未图示的程序，例如在进行通常的启动前或每隔1周自动地进行。

在施加电压的同时点亮荧光灯时，在检测器21的检测元件211中流过的电流比γ射线入射时所产生的电流大。而且，在图7(a)所示的收放部件50内，可确认在荧光灯(电源41)点亮时，流过收放在收放部件50内的多个检测器21的电流的平均值为10微安。即：能够对导电性粘接剂21A流过10微安的电流。

当这样大的电流流过检测器21时，导电性粘接剂21A中所含有的导电性粒子再次结合，或者导电性粘接剂21A上形成的氧化膜被破坏，实现稳定的导通性。

另一方面，通过使这样大的电流流过检测器21，成为可在电阻27上施加超过100V的高电压的状况，会产生电容器26的端子间电压增高以至超过电容器26的耐压的危险性。针对这样的状况，在本实施方式中，由于使用齐纳二极管作为保护电路31，所以能够通过齐纳二极管的作用降低电阻27的端子间电压，其结果，电容器26的端子间电压可保持在耐压以下。由此，无需使用耐压高的高价电容器，能以设置齐纳二极管这样的最低限度所需的附加结构来实现导电性粘接剂21A的导通性的维持。另外，荧光灯(光源41)的点亮时间能够在数秒至数十秒的范围内进行。总之，由于荧光灯(光源41)不总是点亮，因而不会因点亮造成收放部件50内的温度上升，或者，即便是万一产生微小的温度上升，也完全不会对检测器21的性能带来影响。

由于导电性粘接剂21A的导通性对检测器21的特性，即能量分辨率和时间精度具有显著的影响，成为劣化的原因，所以，很好地维持其导通性会大大地有助于确保检测器21的特性。在本实施方式中，由于能够利用通电机构40很好地维持导通性，所以，即使做成层叠了检测元件211和导电部件22、23的结构，特性的劣化也很小。另外，由于能够确保导通性，所以能将检测元件211做得极薄并进行层叠，能同时确保作为检测器21的性能及灵敏度两者。

在此，在每天启动PET成像装置1时利用上述通电机构40实施通电时，能够显著减少检测器21的故障的发生(例如，不能检测出γ射线，或产生杂波等)。图8是表示检测器21的故障发生与天数(数字表示月份)的关系的曲线图，在半年(6个月)中，在每天启动PET成像装置1时实施通电的情况下，在半年间累计发生的检测器21的故障可以只有2次。在此，与不实施通电的PET成像装置1的例子(未实施通电)比较可知，不实施通电的检测器21在半年间发生的故障为20次，利用本实施方式的通电机构40实施通电显著地提高了维持检测器21的性能的效果。因此，能够显著地提高PET成像装置1的可靠性。

以下，说明在本实施方式可取得的效果。

(1)在本实施方式中，由于具备通电机构40，以便使至少流过导电性粘接剂21A的电流比入射了γ射线时产生的电荷形成的电流大，所以，由于利用通电机构40而流过大的电流，能够使导电性粘接剂21A的导电性粒子再次结合，或者，使导电性粘接剂21A上形成的氧化膜破坏，从而能使导电性粘接剂21A的导通性稳定化。

(2)由于具备保护电路31，所以能保护检测电路30不受由通电机构40流过的电流的影响，与导电性粘接剂21A的导通性的稳定化相辅相成而提高可靠性。

(3)由于无需提高电容器26的耐压，能够原样使用耐压低的电容器，所以能以设置保护电路31这种最低限度所需的附加结构来保护已有的检测电路30，可得到能量分辨率优越的核医学诊断装置。

(4)通过在为测量而施加电压之前利用通电机构40实施通电，能够有效地抑制检测器21的故障的发生，能够长期维持放射线的检测性能。

(5)由于保护电路31的结构包括介于检测器21的检测元件211的信号输出一侧(阳极A一侧)与接地一侧之间的齐纳二极管、开闭开关、变阻器中的任一个或它们的组合，所以能够简单且廉价地设置保护电路31。特别是在使用了数万至数十万个检测元件211的PET成像装置1中，由于高价零件的增加总体上将导致成本大幅度地提高，所以不会导致这种事态的本实施方式的核医学诊断装置是有用的。

而且，在对检测电路30不做大的改变的情况下，就能实现良好的能量分辨率，能以最小限度的变更实现单元电路板U的布线结构等的变更。

(6)由于能够维持导电性粘接剂21A的导通性，所以能将检测元件211做得更薄，并进行叠层，能够同时确保作为检测器21的性能及提高灵敏度两者。PET成像装置1需要高效地捕捉511keV的γ射线，为此，必须加厚检测元件211。但是，如果加厚检测元件211，则电子和空穴的移动距离变长，能量分辨率和入射时间的判断精度将恶化。如果能够将薄的检测元件211多片叠层，由于能够缩短电子和空穴的移动距离，因此，对提高能量分辨率和入射时间的判断精度，另外能得到大的检测元件211的体积占有率以及还能增大检测器21的体积等都是有利的，能够提高PET成像装置1的性能。

(7)由于检测器21的配置使得相互邻接的检测元件211的阴极C彼此及阳极A彼此间相互面对，所以，能够共用导电部件22、23。而且，由于能维持导电性粘接剂21A的导通性，所以能够在稳定的状态下将电荷收集用的反向偏压施加到阴极C和阳极A之间。另外，不需要在检测元件211相互之间配置电绝缘材料，能够实现检测元件211的密集配置。由此，能够提高灵敏度，还能实现检查时间的缩短。

实施方式2

将作为本发明的另一实施方式的PET成像装置的通电机构作为实施方式2进行说明。本实施方式如图9所示，作为通电机构，在高压电源42的输出一侧设有转换开关43，而不需要上述的光源41(参照图6)。

转换开关43起到将对检测器21的偏压切换成反向或顺向中的任一个的作用，在PET成像装置1起动时，对检测器21施加顺向偏压，使得对检测器21的导电性粘接剂21A流过的电流比γ射线入射到检测器21时流过的电流大。即：本实施方式仅是用于使大电流流过检测器21的机构与上述实施方式1不同，而所得到的作用效果与上述实施方式1相同。

下面，参照图9说明起动PET成像装置1(参照图1)前的通电机构的作用。首先，在起动PET成像装置1前，通过操作未图示的操作盘等，使高压电源42的转换开关43工作，使高压电源42的负极一侧与检测器21连接，对检测器21施加顺向偏压。在本例中，施加了约10秒钟的顺向偏压。另外，也可以做成如下结构：按照预先设定的未图示的程序，在进行通常的起动之前自动地进行这些操作。

当施加顺向偏压时，在检测器21的检测元件211中流过比入射了γ射线时产生的电流大的电流。而且，在本实施方式中，也与上述实施方式1大致一样，能够对检测器21的导电粘接剂21A流过约10微安的电流。

当这样大的电流过检测器21时，导电性粘接剂21A中所含有的导电性粒子再次结合，或者在导电性粘接剂21A上形成的氧化膜被破坏，从而可实现导通性的稳定化。

另一方面，由于保护电路31的齐纳二极管的作用可以使电阻27的端子间电压降低，使电容器26的端子间电压保持在耐压以下，与上述实施方式1同样可以保护检测电路30。

本实施方式除能得到上述实施方式1所产生的效果(1)～(7)外，还产生下述效果。

(8)在本实施方式中，通过增加设置用于从高压电源42对检测器21施加顺向偏压的转换开关43和保护电路31这种最低限度的必需而廉价的结构，就能得到能量分辨率优越的核医学诊断装置。

另外，在以上的实施方式中，虽然以PET成像装置1(参照图1)为例说明了核医学诊断装置，但并不限于PET成像装置1，在单光子放射型断层成像装置(SPECT装置)及伽玛辐射室中也可以使用本实施方式的发明的检测器21及检测模块20A。而且，虽然PET成像装置及SPECT装置在拍摄被检测者的3维的功能图像上是共通的，但由于SPECT装置的测定原理是检测单光子而不能进行同时测量，因此，具备控制γ射线的入射位置(角度)的准直仪。另外，伽玛辐射室取得的功能图像是2维的，且具备控制γ射线的入射角度的准直仪。另外，虽然在此说明的是使检测器21包围床B的周围而不移动，但也可以将测量空间1a做成开放的，使检测器21在床B的周围移动来检测放射线。

另外，也可以做成将X线CT与PET成像装置或SPECT装置组合的核医学诊断装置的结构。

Claims (10)

1.一种核医学诊断装置，具有通过由导电性粒子及树脂粘合剂构成的导电性粘接剂粘接半导体元件和金属制的导电部件的粘接结构，还具备将放射线入射到上述半导体元件时所产生的电荷从上述导电部件经上述导电性粘接剂通过检测电路作为信号导出的结构，其特征在于，具备：

用于使至少流过上述导电性粘接剂的电流比入射了放射线时所产生的电荷形成的电流大的通电机构；以及

保护上述检测电路不受由该通电机构流过的电流的影响的保护电路。

2.根据权利要求1所述的核医学诊断装置，其特征在于：在用于测量的电压施加前利用上述通电机构实施通电。

3.根据权利要求1所述的核医学诊断装置，其特征在于：上述通电机构是对上述半导体元件进行光照射且对上述半导体元件施加电压。

4.一种核医学诊断装置，具有通过由导电性粒子及树脂粘合剂构成的导电性粘接剂粘接具有二极管特性的半导体元件和金属制的导电部件的粘接结构，还具备将放射线入射到上述半导体元件时所产生的电荷从上述导电部件经上述导电性粘接剂通过检测电路作为信号导出的结构，其特征在于，具备：用于使至少流过上述导电性粘接剂的顺方向的电流比入射了放射线时所产生的电荷形成的电流大的通电机构；以及

保护上述检测电路不受由该通电机构流过的顺方向的电流的影响的保护电路。

5.根据权利要求4所述的核医学诊断装置，其特征在于：上述通电机构是对上述半导体元件施加顺方向的偏压。

6.根据权利要求1所述的核医学诊断装置，其特征在于：上述保护电路的结构包括介于上述半导体元件的信号输出一侧与接地一侧之间的齐纳二极管、开闭开关、变阻器中的任一种或者它们的组合。

7.根据权利要求1所述的核医学诊断装置，其特征在于：上述放射线检测装置具备将上述半导体元件和上述导电部件交替叠层而成的半导体放射线检测器。

8.一种核医学诊断方法，是具有通过由导电性粒子及树脂粘合剂构成的导电性粘接剂粘接半导体元件和金属制的导电部件的粘接结构，将放射线入射到上述半导体元件时所产生的电荷从上述导电部件经上述导电性粘接剂通过检测电路作为信号导出的核医学诊断方法，其特征在于，具备：

使至少流过上述导电性粘接剂的电流比入射了放射线时所产生的电荷形成的电流大；以及

通过保护上述检测电路不受比入射了上述放射线时所产生的电荷形成的电流大的电流的影响的保护电路来保护上述检测电路。

9.根据权利要求8所述的核医学诊断方法，其特征在于：在用于测量的电压施加前，实施使比入射了上述放射线时产生的电荷形成的电流大的电流至少流过上述导电性粘接剂的过程。

10.根据权利要求8所述的核医学诊断方法，其特征在于：上述保护电路由包括介于上述半导体元件的信号输出一侧与接地一侧之间的齐纳二极管、开闭开关、变阻器中的任一种或它们的组合构成。

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