JP2005257437A - 陽電子放出型断層撮影装置 - Google Patents

Abstract

【課題】 空間分解能を向上できる放射線検出モジュール及び核医学診断装置を提供する。
【解決手段】 半導体放射線検出器２１は、複数の半導体放射線検出素子２１１、及び銅板である導電部材２２，２３を有する。検出素子２１１は、半導体領域Ｓの対峙する一方の面にアノード電極Ａを、他方の面にカソード電極Ｃを設ける。各検出素子２１１はカソード電極Ｃ同士及びアノード電極Ａ同士が向かい合うように並列に配置され、アノード電極Ａ同士、及びカソード電極Ｃ同士が導電部材２２，２３を介して電気的に接続される。導電部材２２，２３は、半導体領域Ｓよりも外側に突出した突出部２２ａ，２３ａを有し、各検出器２１は、検出素子２１１を配線基板２４と直交するように配置して、突出部２２ａを配線基板２４の接続部材ＣＰに、突出部２３ａを接続部材ＡＰに接続する。
【選択図】 図３

Description

本発明は、放射線検出モジュール、放射線検出器及び核医学診断装置に係り、特に半導体放射線検出素子を用いた放射線検出モジュール、放射線検出器及び核医学診断装置に関するものである。

従来、γ線等の放射線を検出する放射線検出器として、ＣｄＴｅ（テルル化カドミウム）、ＣｄＺｎＴｅ（カドミウム・亜鉛・テルル）、ＴｌＢｒ（臭化タリウム）、ＧａＡｓ（ガリウム砒素）等の半導体材料によって構成された半導体放射線検出素子（以下、検出素子という）を備えた半導体放射線検出器がある。検出素子は、放射線と半導体材料との相互作用で生じた電荷を電気信号に変換するため、半導体放射線検出器は、シンチレータを使用したものよりも電気信号への変換効率が良く、かつ小型化が可能であるという特徴がある。

半導体放射線検出器は、前述の検出素子と、この検出素子の対峙する両面に形成された電極とを備えている。これら各電極間に直流高圧電圧を印可することにより、Ｘ線、γ線等の放射線が検出素子内に入射したときに生成される電荷を、前記電極から信号として取り出すようにしている。
半導体放射線検出器を医療用放射線撮像装置等（核医学診断装置）に用いる場合、配線基板上に半導体放射線検出器を接続して放射線検出部を形成している（例えば特許文献１参照）。また、複数の半導体放射線検出器を放射線検出器支持板上に配置した技術が提案されている（例えば特許文献２参照）。
特開２００３−８４０６８号公報（段落００２４、図３） 特開２００３−１６７０５８号公報（段落００２０〜００２１、図３）

ところで、核医学診断装置の一種であるＰＥＴ（Ｐｏｓｉｔｒｏｎ Ｅｍｉｓｓｉｏｎ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ（陽電子放出型断層撮影））装置において高精度な画像を得るために、空間分解能を高めたいという要望がある。また、ＰＥＴ撮像装置では検査時間の短縮のためにγ線検出感度の向上、例えば放射線検出器の配置密度を高めたいという要望がある。これらの要望は、ＳＰＥＣＴ（Single Photon Emission Tomography（単光子放出型断層撮影装置））装置、及びγカメラの他の核医学診断装置においても存在する。

本発明の目的は、空間分解能を向上できる放射線検出モジュール、放射線検出器及び核医学診断装置を提供することにある。

前記した目的を達成するため、第１発明では、放射線検出器は、半導体領域、及び前記半導体領域を間に挟んで対峙する、放射線検出信号を取り出す第１電極及びバイアス電圧を印加する第２電極を有して半導体領域が放射線検出器を取り付ける支持基板と交差して配置された複数の放射線検出素子を備え、これらの放射線検出素子を、同種の電極同士が互いに向かい合って並列に配置され、導電部材が互いに向かい合う同種の電極間に配置されてこれらの電極に取り付けられ、導電部材が、第１支持基板に設けられた配線に接続された状態で、第１支持基板に取り付けられる。
これにより、導電部材は、放射線検出器を支持基板に取り付けるための固定部材として用いられることとなる。したがって、放射線検出器を支持基板に取り付けるための他の固定部材が不要であり、支持基板における放射線検出器の配置密度を向上できる。このことは、被検体に対して得られる画像の空間分解能の向上につながる。

第２の発明は、支持基板が、第１電極に接続される導電部材である第１導電部材が取り付けられた導電性の複数の第１接続部材、及び第２電極に接続される導電部材である第２導電部材が取り付けられた導電性の複数の第２接続部材を有し、ある１つの方向において、第１接続部材は、第２電極接続部材の間に並列に二列配置されている構成である。これにより、その１つの方向において、第２電極接続部材の間に並列に二列配置されているそれぞれの第１接続部材に、隣り合う放射線検出器で同種の電極に接続される各第１導電部材がそれぞれ接続される。したがって、その１つの方向における放射線検出器相互の電気絶縁を軽減でき、その１つの方向における放射線検出器相互の間隔を狭くできる。これによっても、支持基板における放射線検出器の配置密度を向上でき、得られる画像の空間分解能が向上する。

本発明によれば、空間分解能を向上させることができる。

次に、本発明の核医学診断装置であり好適な実施形態であるＰＥＴ撮像装置を、適宜図面を参照しながら詳細に説明する。
（実施形態１）
本実施形態のＰＥＴ撮像装置は、図１に示すように、ＰＥＴ撮像装置１、被検体（被検診者）Ｈを支持するベッド３１、データ処理装置（コンピュータ等）２及び表示装置３を備えている。ＰＥＴ撮像装置１は、図２に示すユニット基板Ｕを周方向に多数配置している。ＰＥＴ撮像装置１において、被検体Ｈは、長手方向に移動可能なベッド３１に載せられて、それらのユニット基板Ｕによって取り囲まれる計測空間３２内に挿入される。

（ＰＥＴ撮像装置）
ＰＥＴ撮像装置１は、ベッド３１が挿入される計測空間３２を取り囲んで周方向に多数配置されるユニット基板Ｕを多数有する。ユニット基板Ｕは、ベッド３１の長手方向（計測空間３２の軸方向）にも複数個配置される。ユニット基板Ｕは、図２に示すように、放射線検出モジュール（以下、検出モジュールという）２０Ａ、及び集積回路基板（以下、ＡＳＩＣ基板という）２０Ｂを有する。検出モジュール２０Ａは複数の半導体放射線検出器（以下では単に、検出器という）２１を備える。検出器２１は被検体Ｈの体内から放出されるγ線を検出する。ＡＳＩＣ基板２０Ｂは、検出されたγ線の波高値、検出時刻を計測するための集積回路（ＡＳＩＣ）を有しており、検出した放射線（γ線）の波高値や検出時刻を測定するようになっている。その集積回路は、放射線検出信号を処理する複数の信号処理装置を含んでいる。

次に、ＰＥＴ撮像装置１における細部の説明を行う。
（半導体放射線検出器）
まず、本実施形態に適用される検出器２１を説明する。図３（ｂ）に示すように、検出器２１は、板状の半導体材料によって構成された半導体領域（半導体部）Ｓを含む複数の半導体放射線検出素子（以下、検出素子という、図３（ａ）参照）２１１、及び導電部材（固定部材）２２，２３を有する。検出素子２１１は、半導体領域Ｓの対峙する両面に、それぞれの面の全面にわたって、蒸着法等により薄い膜状の電極を形成している。一方の面に形成された電極がアノード電極（第１電極、以下、アノードという）Ａであり、他方の面に形成された電極がカソード電極（第２電極、以下、カソードという）Ｃである。検出器２１は、縦置きされた偶数個（例えば４個）の検出素子２１１を、カソードＣ同士及びアノードＡ同士が互いに向き合うように並列に配置し、導電部材２２，２３を介して同じ種類の電極同士（アノードＡ同士、及びカソードＣ同士）を電気的に接続している（図３（ｂ）参照）。すなわち、導電部材２３（第１導電部材）は、一方で隣接する検出素子２１１の向かい合うアノードＡ間に配置され、導電性接着剤によりそれぞれのアノードＡに取り付けられる。導電部材２２（第２導電部材）は、他方で隣接する検出素子２１１の向かい合うカソードＣ間に配置され、導電性接着剤によりそれぞれのカソードＣに取り付けられる。更に、検出器２１の両端に位置する各カソードＣに導電部材２２が接着される。検出器２１は、アノードＡとカソードＣが交互に配置され、導電部材２２と導電部材２３も交互に配置されている。

半導体領域Ｓは、放射線と相互作用を及ぼして電荷を生成する領域であり、ＣｄＴｅ、ＣｄＺｎＴｅ、ＴｌＢｒ、ＧａＡｓ等のいずれかの単結晶で形成されている。また、カソードＣ、アノードＡは、Ｐｔ、Ａｕ、Ｉｎ等のいずれかの材料が用いられる。本実施形態では、検出素子２１１は、例えば、半導体領域ＳにＣｄＴｅ、Ｐｔを主成分とするカソードＣ、Ｉｎを主成分とするアノードＡを用い、ｐｎ接合ダイオードを形成している。
ここで、半導体領域Ｓの厚さｔ（図３（ａ）参照）が厚い場合及び薄い場合における時間と波高値曲線との関係について説明する。カソードＣとアノードＡの間に印加するｐｎ接合の逆方向バイアス電圧（以下、バイアス電圧と呼ぶ）が同じ値では、厚さｔが薄い半導体領域Ｓの方が波高値の上昇（立ち上がり）は速く、波高値の精度（エネルギー分解能）が高くなる。波高値の上昇速度が速いと、例えばＰＥＴ撮像装置１における同時計測の精度（同時計数分解能）が向上する。厚さｔの薄い半導体領域Ｓが波高値の上昇速度が速くなると共に、エネルギー分解能が高くなる（電荷の収集効率がよくなる）のは、電子がアノードＡに到達する時間、及び正孔がカソードＣに到達する時間が短縮される、すなわち電荷の収集時間が短くなるからである。また、途中で消滅するおそれのあった正孔が、厚みが薄い分、消滅しないでカソードＣに到達できるからである。ちなみに、厚さｔは、対峙するカソードＣとアノードＡの間の電極間距離と表現することもできる。なお、アノードＡは放射線検出信号を取り出す電極であり、カソードＣはバイアス電圧を印加する電極である。

また、半導体領域Ｓの厚さ（電極間距離）ｔは、０．２ｍｍ〜２ｍｍが好ましい。これは、厚さｔが２ｍｍを超えると、波高値の上昇速度が遅くなると共に、波高値の最高値も低くなるからである。仮に、厚さtを厚くしたとしても、バイアス電圧を上げ、検出素子２１１内の厚さ方向の電界強度を高めることによって、電子及び正孔の移動速度を上げることができるので、電子及び正孔が該当する電極に到達する時間を短くすることが可能ではある。しかしながら、印加するバイアス電圧の増加は、直流高圧電源の大型化、及び配線基板（支持基板）２４の内部等での絶縁破壊を招く弊害があるので好ましくない。一方、厚さが０．２ｍｍより小さくなると電極（カソードＣ、アノードＡ）の厚み（体積）が相対的に増加する。これでは、放射線と相互作用を起こす肝心の半導体領域Ｓの割合が少なくなってしまう。つまり、半導体領域Ｓの厚さｔを薄くするとγ線と相互作用を起こさない、すなわちγ線を検出しない電極（アノードＡ及びカソードＣ）の厚みが相対的に増し、その一方で、γ線と相互作用を起こす半導体領域Ｓの割合が相対的に減り、結果としてγ線を検出する感度が低くなる。また、厚さｔが薄いと、検出素子２１１の一つ当りの静電容量が大きくなる。この静電容量は後段の信号処理回路（ＡＳＩＣ）から見て入力容量成分に相当するため、この入力容量が大きいほど、信号処理回路において雑音が生じやすく、エネルギー分解能や同時計数分解能を劣化させやすい。さらに、１つの検出器２１当りの検出感度をある程度確保するためには、検出器２１の体積をある程度大きくする必要がある。このためには、後記するように検出素子２１１を並列配置して実効的に検出器２１の体積を確保するのであるが、厚さｔが薄いほど並列配置する素子数を増やさなければならない。この結果、検出器一つ当りの静電容量が相乗的に増加し、ＰＥＴ撮像装置１における性能劣化（エネルギー分解能の劣化に起因するＰＥＴ画像コントラストの劣化や、同時計数分解能劣化に起因する検査時間の増加や画質の劣化など）を招く恐れがある。

導電部材２２，２３は、例えば、銅（もしくは銅を主成分とする材料、例えば、りん青銅等）の平板であり、検出素子２１１の各電極と同じ大きさである。導電部材２２、２３の厚みは、１０μｍから１００μｍ程度で、主に５０μｍ程度が望ましい。導電部材２２は、半導体領域Ｓよりも外側に突出した突出部２２ａ（第２電気的接続部）を有する。導電部材２３は、半導体領域Ｓよりも外側に突出した突出部２３ａ（第１電気的接続部）を有する。具体的には、カソードＣに接続された導電部材２２の突出部２２ａは、検出器２１の一方の側面（図３（ｂ）で左側）に位置する。アノードＡに接続された導電部材２３の突出部２３ａは、その側面と対峙する、検出器２１の他の側面（図３（ｂ）で右側）に位置する。検出器２１は、３つの突出部２２ａ、及び２つの突出部２３ａにより、電気的に接続された状態で配線基板２４（図３（ｃ）参照）に固定される。このように、導電部材２２，２３は、検出器２１を配線基板２４へ固定するための固定部材としての役割も果たしている。特に、突出部（電気的接続部）２２ａ，２３ａは、検出器２１を配線基板２４に取り付ける固定部となる。各検出器２１は、検出素子２１１が配線基板２４と交差する、具体的には直交するように配置され、配線基板２４に取り付けられる。なお、導電部材２２、２３の材質は、銅に限定する必要はなく、アルミニウムまたはアルミニウム合金でも良く、その形状は板状である必要はない。さらに、導電部材２２，２３の大きさは検出素子２１１の電極と同じ大きさであることが望ましいが、全く同じ大きさである必要はない。

検出器２１は、並列に配置された各半導体領域Ｓが前述の厚さｔ（０．２〜２ｍｍ）を有している。カソードＣ及びアノードＡの厚みは高々数μｍ程度である。検出器２１は、複数の検出素子２１１におけるカソードＣ同士、アノードＡ同士が共通で接続されているため、どの検出素子２１１の半導体領域Ｓがγ線と相互作用を起こしたのかを判別しない構成となっている。以上のような検出器２１の構成は、半導体領域Ｓの厚さｔ（図３（ａ）参照）を薄くして電荷の収集効率を高め、波高値の上昇速度を増大してエネルギー分解能を向上させると共に、半導体領域Ｓの並列配置により素通りしてしまうγ線の量を少なくして、半導体領域Ｓとγ線との相互作用を増やすためである（γ線のカウント数を増やすためである）。γ線のカウント数の増加は検出器２１の感度を向上させることになる。もちろん、各検出素子２１１ごとに放射線検出を判別できるような構成とすることも可能である。

検出器２１は、図３（ｃ）に示すように、配線基板２４の表面に設けられたカソード用の接続部材（例えば、プリント配線板のパッド）ＣＰ（第２接続部材）に突出部２２ａを、アノード用の接続部材ＡＰ（第１接続部材）に突出部２３ａを、それぞれ導電性の接着剤２５により電気的に接続された状態で、配線基板２４に設置される。突出部２２ａ、２３ａは、配線基板２４に設けられた導電部材である接続部材ＣＰ，ＡＰに接続される電気的な接続部でもある。複数の接続部材ＣＰは、図４に示すように、複数の検出器２１に対する共通接続部材として配線基板２４上に設置されている。４つの接続部材ＣＰ（１つの接続部材ＣＰは図示せず）は、配線基板２４のＹ方向（図４（ａ）における左右方向）に並列に配置される。全ての接続部材ＣＰには、配線基板２４に埋設された配線２４ａにより短絡された状態で、同一の電位が与えられる。配線２４ａは、配線基板２４の端部に設けられた端子３３に接続される。

接続部材ＡＰは、検出器２１ごとの接続部材として、隣り合う接続部材ＣＰの間で二列に配置され、配線基板２４に設置される。各接続部材ＡＰには、配線基板２４に埋設された信号線（配線）２４ｂがそれぞれ接続される。これにより、各検出器２１ごとのγ線検出信号がそれぞれの信号線２４ｂを通して出力される。各信号線２４ｂは、配線基板２４の端部に設けられた複数の端子３４に別々に接続されている。

本実施形態では、Ｙ方向に配置された一列の検出器２１（６個の検出器２１）は、隣り合う２つの検出器２１同士において、図４（ａ）に示すように、それぞれの導電部材２３（アノードＡに接続）の突出部２３ａ，２３ａが向かい合う状態となるように配置されている。このような状態で、図３（ｃ）に示すように、それぞれの検出器２１の各突出部２３ａが接着剤２５により該当する接続部材ＡＰに取り付けられる。また、それぞれの検出器２１の各突出部２２ａが接着剤２５により接続部材ＣＰに取り付けられる。４つの接続部材ＣＰのうち、中央に位置する接続部材ＣＰ１を挟んで両側に配置される２つの検出器２１は、それぞれの導電部材２２（カソードＣに接続）の突出部２３ａが向かい合った状態となっている。このため、接続部材ＣＰ１は、接続部材ＣＰ１を挟んで両側に配置される（Ｙ方向で隣り合っている）検出器２１で共用することができる。

接着剤２５としては、導電ペースト、半田等を採用することができる。故障等の異常状態になった検出器２１を配線基板２４からの取り外す利便を考慮した場合、接着剤２５は、熱可塑性接着剤を用いるのが好ましい。また、検出素子２１１と導電部材２２，２３との接着は、剥がれないように、これとは逆の性質を有する熱硬化性接着剤を用いるのが好ましい。このように、２つの接着剤の選定を異なるものとすることにより、前者では接着剤２５の塗布部が過熱により軟化して検出器２１が取り外し易くなり、後者ではその伝熱により検出素子２１１が加熱されても、検出素子２１１と導電部材２２，２３とが剥がれなくなり、有用である。

ここで、検出器２１によるγ線の検出原理の概略を説明する。Ｙ方向から検出器２１にγ線が入射して、γ線と半導体領域Ｓとが相互作用を及ぼすと、正孔（hole）及び電子（electron）が、対になってγ線が持つエネルギーに比例した量だけ生成される。ところで、検出器２１のカソードＣとアノードＡの電極間には、直流高圧電源（図示せず）からの電荷収集用のバイアス電圧（例えば、カソードＣが−５００Ｖで、アノードＡがグラウンド電位に近い電位、即ち、カソードＣに対してアノードＡが５００Ｖ高くなるような逆方向印加電圧）がかけられている。このため、正の電荷に相当する正孔は、カソードＣに引き寄せられて移動し、負の電荷である電子は、アノードＡに引き寄せられて移動する。これらの正孔と電子とを比較すると、移動し易さ（モビリティ）は、電子の方が相対的に大きいことから、電子が相対的に短時間にアノードＡに到達することとなる。一方、正孔は、移動し易さが相対的に小さいことから、正孔の方が相対的に時間をかけてカソードＣに到達する。ちなみに、正孔は、電極に到達する前に途中で捕獲（トラップ）されることもある。
アノードＡ間に配置された導電部材２３、及びカソードＣ間に配置された導電部材２２は、γ線を検出しない不感領域となる。したがって、検出器２１は、検出素子２１１間、具体的には、電極間に不感領域となる導電部材２３，２２が配置される構成となっている。なお、アノードＡ及びカソードＣも不感領域である。

検出器２１は、図２（ａ），（ｂ）に示すように、検出モジュール２０Ａの配線基板２４上に、検出モジュール２０ＡからＡＳＩＣ基板２０Ｂに向かうＹ方向（ＰＥＴ撮像装置１の半径方向）に６ｃｈ、Ｙ方向と直交するＸ方向（ＰＥＴ撮像装置１の周方向）に１６ｃｈ、さらに、配線基板２４の厚み方向であるＺ方向（ＰＥＴ撮像装置１の奥行き方向）に２ｃｈ（配線基板２４の両面）配置される。これにより、検出器２１は、配線基板２４の片面に合計９６ｃｈ、その両面に合計１９２ｃｈが設置されることになる。
検出モジュール２０Ａに設置される検出器２１の配置密度が高くなるほど、γ線を検出し易くなり、かつγ線検出の際の位置精度を高めることできる。本実施形態の検出モジュール２０Ａにおいては、以下に説明するような３つの構成により、検出器２１の配置密度を高めることができる。第１の構成は、突出部２２ａ，２２ｂがＹ方向を向くように各検出器２１を配置していることである。これにより、Ｘ方向にそれらの突出部が向けられないので、Ｘ方向における検出器２１の相互間の隙間を狭くできる。また、第２の構成は、Ｘ方向において、各検出器２１は同極の電極（例えばカソードＣ）同士が向かい合うように配置されていることである。この配置によって、Ｘ方向における検出器２１の相互間の絶縁を軽減できるため、Ｘ方向における検出器２１の相互間の隙間を狭くできる。さらに、第３の構成は、Ｙ方向において隣り合う検出器２１は、同極の電極（アノードＡまたはカソードＣ）に接続される突出部（検出器の外部との電気的接合部）が向かい合うように配置されていることである。この配置によって、Ｙ方向における検出器２１の相互間の絶縁を軽減できるため、Ｙ方向における検出器２１の相互間の隙間を狭くできる。

前記第１および第２の構成では、それぞれ、Ｘ方向における検出器２１の相互間の隙間が狭くなるため、ベッド３１上の被検体Ｈの体内から放出されたγ線が、図２（ａ）において下方から上方（Ｙ方向、即ち、ＰＥＴ撮像装置１の半径方向（図１（ａ），（ｂ）参照）に進行する場合において、検出器２１によって検出されないで素通りするγ線（隣り合う検出器２１間に形成される隙間を通過するγ線）の割合を減らすことができる。したがって、第１，第２の構成のそれぞれによって、γ線の検出効率が高められ、得られる画像の空間分解能も向上される。また、検診時間を短くすることができるという利点も得られる。また、前記第３の構成では、Ｙ方向における検出器２１の相互間の隙間が狭くなるため、Ｙ方向で配線基板２４に対して斜めに進行するγ線の、Ｙ方向における検出器２１の相互間の隙間を素通りする割合が減少される。したがって、この第３の構成も、第１及び第２の構成と同様に、γ線の検出効率を増大でき、得られる画像の空間分解能を向上させることができる。また、検診時間の短縮にも貢献する。
このように、第１、第２及び第３の構成を有する検出モジュール２０Ａでは、γ線の検出効率を増大することができ、画像の空間分解能を向上することができる。

本実施形態では、検出器２１を配線基板２４の両面に設置しているので、検出器２１をその片面にしか設置しない場合よりも、ＰＥＴ撮像装置１の奥行き方向（Ｚ方向）に配置される配線基板２４の数を半減することができる。このため、Ｚ方向に、より密に検出器２１を配置することができる。この場合にも、γ線の検出効率の増大、画像の空間分解能の向上に貢献する。また、検診時間もさらに短縮することができる。併せて、前記のように、配線基板２４（ユニット基板Ｕ）の枚数を半分に減らせるので、ユニット基板ＵをＰＥＴ撮像装置１（図１参照）に装着する作業等の手間が省けるというメリットもある。

ところで、検出器２１は、絶縁材で皮膜して絶縁破壊を回避することが好ましい。絶縁材による皮膜は、検出モジュール２０Ａごと、シリコーンゴム等の絶縁材の中に浸して、その後、乾燥することにより、数十ミクロンの厚さに形成することができる。この場合、突出部２２ａ、２３ａの部分を除いて検出器２１を絶縁皮膜した後、それらの突出部２２ａ、２３ａを配線基板２４の該当する接続部材に取り付けるようにしても良い。導電部材２２、２３は、それと相対する電極の接続部材ＡＰ，ＣＰとの絶縁破壊の危険性を低減するため、検出素子２１１よりも小さくして、突出部２２ａ、２２ｂの一部を検出素子２１１間に位置させるようにしても良い。
また、検出器２１は、絶縁性接着剤を用いて、検出素子２１１における配線基板２４との当接部を、配線基板２４上に固定しても良い。このように構成することにより、検出器２１に対する配線基板２４の接着性、即ち保持力が強化される。この場合、絶縁性接着剤は、検出器２１の交換性を考慮して熱可塑性であることが望ましい。

さらに、図５（ｂ）に示すように、導電部材２２，２３の突出部２２ａ，２３ａのそれぞれの下部をさらに下方に延ばして折曲部２２ｃ，２３ｃを設け、図５（ａ）に示すように、導電部材２２の折曲部２２ｃを接続部材ＣＰに、導電部材２３の折曲部２３ｃを接続部材ＡＰに接続しても良い。折曲部２２ｃの接続部材ＣＰへの接続、及び折曲部２３ｃの接続部材ＡＰへの接続は、接着剤２５により行うことができる。この場合、折曲部２２ｃ，２３ｃは、接続部材ＣＰ及び接続部材ＡＰに対して面接触するので、より強固な検出器２１の配線基板２４への固定が実現される。

また、図６に示すように、隣接する検出器２１同士のカソードＣを１枚の導電部材２２で共用するようにして、複数の検出器２１を一体化し、より大きな検出器２１Ａを構成することも可能である。この構成により、図２（ａ）のＸ方向において隣り合う検出器２１において隣接する導電部材２２を１枚分ずつ減らすことができ、Ｘ方向における検出器２１の個数を増大できる。したがって、検出器２１の配線基板２４での稠密実装を実現できる。これは、検出器２１を構成している検出素子２１１が偶数個で、かつ、各検出器２１の向かい合う端部に配置される電極をカソードＣにすることにより、実現できる。

（ユニット基板）
ユニット基板Ｕの詳細構造を、図２（ａ），（ｂ）を用いて説明する。ユニット基板Ｕは、複数の検出器２１が前述のように設置された検出モジュール２０Ａと、ＡＳＩＣ基板２０Ｂとを備えている。ＡＳＩＣ基板２０Ｂは、コンデンサ２６、抵抗２７、アナログＡＳＩＣ２８及びデジタルＡＳＩＣ２９を有する。

（検出モジュール）
検出モジュール２０Ａは、図４に示すように、複数の検出器２１が配線基板２４上に設置されることで構成される。検出器２１のアノードＡとカソードＣの間には、前述したように、電荷収集のために、例えば、５００Ｖの電圧が印加されている。この電圧は、ＡＳＩＣ基板２０Ｂに設置された電源用配線（図示せず）からコネクタＣ１を介して検出モジュール２０Ａの配線基板２４に設置された電源用配線（図示せず）を介してそれぞれの検出器２１のアノードＡとカソードＣの間に印加される。検出モジュール２０Ａは、配線基板２４の端部にコネクタＣ１を備えている。コネクタＣ１は、前述の端子３３及び複数の端子３４を有する。各検出器２１から出力されたγ線検出信号は、コネクタＣ１を介してＡＳＩＣ基板２０Ｂ側へ供給される。

（ＡＳＩＣ基板）
ＡＳＩＣ基板２０Ｂは、図２（ａ），（ｂ）に示すように、配線基板（支持基板）３５の片面に、４個のアナログＡＳＩＣ２８と１個のデジタルＡＳＩＣ２９を設置している。図２（ｂ）に示すように、アナログＡＳＩＣ２８が配線基板３５の両面に設置されているので、１つのＡＳＩＣ基板２０Ｂは、合計８個のアナログＡＳＩＣ２８を有する。配線基板３５の両面には、コンデンサ２６及び抵抗２７が検出器２１の数に対応した数だけ設置されている。また、これらの、コンデンサ２６、抵抗２７、アナログＡＳＩＣ２８及びデジタルＡＳＩＣ２９を電気的に接続する複数の接続配線（図示せず）が、配線基板３５内に設けられている。これらの接続配線は配線基板３５内で積層構造となっている。コンデンサ２６、アナログＡＳＩＣ２８及びデジタルＡＳＩＣ２９の配線基板３５における配列は、検出モジュール２０Ａの検出器２１から供給された信号が伝送される順に合わせたものとなっている。抵抗２７は、一端がコンデンサ２６の入力側に接続され、他端が配線基板３５に設けられたグランド配線（図示せず）に接続される。アナログＡＳＩＣ２８は、検出器２１から出力されたアナログ信号（γ線検出信号）を処理する、特定用途向けＩＣであるＡＳＩＣ（Application Specific Integrated Circuit）を意味し、ＬＳＩの一種である。アナログＡＳＩＣ２８は、個々の検出器２１ごとに信号処理回路を設けている。これらの信号処理回路は、対応する１つの検出器２１から出力されたγ線検出信号（放射線検出信号）を入力してγ線の波高値を求めるようになっている。
ＡＳＩＣ基板２０Ｂは、配線基板３５の端部に各コンデンサ２６に接続される複数の端子を有するコネクタ（例えばスプリングピンコネクタ）Ｃ２を有している。

ユニット基板Ｕは、検出器２１の設置された面がＰＥＴ撮像装置１の奥行き方向（ベッド３１の長手方向で図２（ｂ）のＺ方向）に向くように、ＰＥＴ撮像装置１に設けられた環状の支持部材（図示せず）に設置される。この環状支持部材は、計測空間３２の周囲を取り囲むように設けられている。環状部材に設置された複数のユニット基板Ｕは、周方向に配置され、計測空間３２を取り囲むこととなる。そして、検出モジュール２０Ａが内側（計測空間３２側）に、ＡＳＩＣ基板２０Ｂが外側に位置するように配置される。本実施形態では、複数のユニット基板Ｕが、ＰＥＴ撮像装置１の奥行き方向にも配置される。このようにして設置されたユニット基板Ｕは、図２（ａ），図３（ｃ）等に示したＸ方向の向きが、ＰＥＴ撮像装置１の周方向（環状支持部材の周方向）となり、図２（ａ），図３（ｃ）等に示したＹ方向がの向きがＰＥＴ撮像装置１の半径方向（環状支持部材の半径方向）となる。

（検出モジュールとＡＳＩＣ基板との接続構造）
検出モジュール２０ＡとＡＳＩＣ基板２０Ｂは、図２（ｂ）に示すように、これらの端部をオーバラップさせ、このオーバラップ部分に存在するコネクタＣ１とコネクタＣ２を接続する。検出モジュール２０Ａの端部とＡＳＩＣ基板２０Ｂの端部は、オーバラップ部分で締結用のネジ等により着脱自在（分離・接続自在）に結合される。このようにオーバラップ部分で結合するのは以下の理由による。即ち、検出モジュール２０ＡとＡＳＩＣ基板２０Ｂとが結合されたユニット基板Ｕは、ＰＥＴ撮像装置１内で片持ち支持されるため、その設置位置によっては、ユニット基板Ｕの中央部（接続部分）にユニット基板Ｕを撓ませたり曲げたりする力が作用する。その接続部分が配線基板２４と配線基板３５の端面同士を突き合わせた構造となっている場合には、接続部分が撓み易かったり折れ曲がり易かったりするので好ましくない。

この点を踏まえて、本実施形態では、検出モジュール２０ＡとＡＳＩＣ基板２０Ｂが、前述したようにオーバラップ部分で結合するようにしている。このため、本実施形態で用いるユニット基板Ｕは、配線基板２４と配線基板３５の端面同士を突き合わせて接続するのに比べて撓みや曲げに対するタフネスさが向上する。撓みや曲げに対するユニット基板Ｕのタフネスさが向上すると、例えば、検出器２１の位置ずれが抑制されてγ線の発生位置を特定する精度が向上する。ちなみに、図１（ａ）に示すように、ＰＥＴ撮像装置１には、ユニット基板Ｕが周方向及び奥行き方向に多数配置されるため、図１（ａ）で下部（特に最下部）に位置するユニット基板Ｕは撓んだり曲がったりし易くなる。このため、ユニット基板Ｕの撓みや曲げに対するタフネスさが重要になる。

このような、コネクタＣ１及びコネクタＣ２による検出モジュール２０ＡとＡＳＩＣ基板２０Ｂとの電気的な接続構造を用いることで、γ線検出信号を検出モジュール２０ＡからＡＳＩＣ基板２０Ｂへと、低損失で伝送することができる。ちなみに、損失が少なくなると、例えば、検出器２１としてのエネルギー分解能が向上する。
検出モジュール２０Ａは、ＡＳＩＣ基板２０Ｂにネジ等で着脱自在に取り付けられているため、例えば、検出器２１やＡＳＩＣ２８，２９に検出不良等の不具合が生じた場合、不具合のある部分（検出モジュール２０ＡまたはＡＳＩＣ基板２０Ｂ）だけを取り替えれば済む。なお、検出モジュール２０ＡとＡＳＩＣ基板２０Ｂとの電気的接続は、前記したスプリングピンコネクタのようなコネクタＣ１によって行われることから、基板同士の接続・接続の解除（結合・結合の解除）は容易である。

前記の構成は、ＡＳＩＣ基板２０Ｂに１つの検出モジュール２０Ａを接続しているが、検出モジュール２０Ａを複数に分割しても良い。例えば、横方向に８個、縦方向に６個の検出器２１を１つの基板実装とし、２枚の検出モジュールをＡＳＩＣ基板に接続する構成でもよい。本構成では、１つの検出器２１が故障した場合に２枚の内の故障した検出器を搭載している検出モジュールだけを交換すればよく、保守時の無駄を低減（コストダウン）することができる。なお、ユニット基板Ｕを、検出モジュール２０Ａ及びＡＳＩＣ基板２０Ｂに分けず、１枚の配線基板に、検出器２１、コンデンサ２６、抵抗２７及びアナログＡＳＩＣ２８を複数個設置し、さらに１つのデジタルＡＳＩＣ基板を設置することも可能である。この構成ではコネクタＣ１，Ｃ２が不要になる。

回路の長さやγ線検出信号を伝送する配線の長さ（距離）は、短い方が、途中でのノイズの影響や信号の減衰が少なくて好ましい。また、ＰＥＴ撮像装置１で同時計測処理を行う場合は、回路や配線の長さが短い方が時間の遅れが少なくて好ましい（検出時間の正確さが損なわれないので好ましい）。このため、本実施形態は、ＰＥＴ撮像装置１の半径方向において中心軸から外側に向かって、ユニット基板Ｕにおいて、検出器２１、コンデンサ２６、アナログＡＳＩＣ２８及びデジタルＡＳＩＣ２９をこの順に配置している。この構成は、検出器２１から出力された微弱なγ線検出信号をアナログＡＳＩＣの増幅器まで伝える配線の長さ（距離）を短くできる。このため、γ線検出信号に対するノイズの影響が軽減され、γ線検出信号の減衰も低減される。
また、コンデンサ２６及び抵抗２７をアナログＡＳＩＣ２８の内部に設けることもできるが、適切なコンデンサ容量や適切な抵抗値を得るため、及び、アナログＡＳＩＣ２８の大きさを小さくする等の理由から、本実施形態では、コンデンサ２６及び抵抗２７はアナログＡＳＩＣ２８の外に配置されている。
なお、ＡＳＩＣ基板２０Ｂに設けられているコンデンサ２６、抵抗２７及びアナログＡＳＩＣ２８を、ＡＳＩＣ基板２０Ｂではなく検出モジュール２０Ａに設けても良い。この場合、コンデンサ２６、抵抗２７、アナログＡＳＩＣ２８は、検出器２１よりもＡＳＩＣ基板２０Ｂ側に位置している。検出モジュール２０Ａが検出器２１及びアナログＡＳＩＣ２８を有するので、検出器２１とアナログＡＳＩＣ２８との間の距離（配線の長さ）をさらに短くすることができる。このため、ノイズの影響が更に低減される。

（ＰＥＴ撮像装置の動作）
以上の構成を有するＰＥＴ撮像装置１の動作を説明する。放射線検査を行う前に、まず被検体Ｈに予め注射等の方法によりＰＥＴ用の放射性薬剤（例えば¹⁸Ｆを含む）をその体内投与放射能が例えば３７０ＭＢｑ程度になるように投与する。放射性薬剤は、検査目的（癌の場所を把握、または心臓の動脈瘤の検査等）に応じて選ばれる。投与された放射性薬剤は、やがて、被検体Ｈの患部に集まる。この状態で被検体Ｈをベッド３１上に寝かせる。
ＰＥＴ検査を実行する検査者（診療放射線技師や医師）は、検査の目的に応じて必要な情報（断層像を得たい領域（撮像領域或いは関心領域）、スライス数、スライス間隔、吸収線量等）を、データ処理装置２（図１（ａ）参照）を介して入力する。この場合、表示装置３に図示しない情報入力画面を表示させて、必要なデータを、キーボードやマウス等により入力する手法を採ることができる。その後、ベッド３１を長手方向に移動させて、被検体Ｈの検査部位（例えば癌の患部）が所定の位置に来るまで被検体Ｈを計測空間３２内に挿入する。そして、ＰＥＴ撮像装置１を作動させる。

データ処理装置２からの指示により、検出器２１のアノードＡとカソードＣの間に直流高圧電圧が印加され、ＰＥＴ撮像装置１がＰＥＴ検査を開始する。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線は、検出器２１によって検出される。すなわち、ＰＥＴ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°の反対方向に放出され、別々の検出器２１で検出される。検出器２１はγ線検出信号を出力する。この検出信号は、信号線２４ｂ、コネクタＣ１、Ｃ２及びコンデンサ２６を経て、該当するアナログＡＳＩＣ２８内の対応する信号処理回路(図示せず)に入力される。この信号処理回路は、γ線検出信号を増幅し、検出したγ線の波高値を求める。この波高値は、デジタルＡＳＩＣ２９内の図示されていないアナログ／デジタル変換器（ＡＤＣ）でデジタルの波高値情報に変換される。デジタルＡＳＩＣ２９は、更に、γ線を検出した検出器２１の位置情報及びγ線の検出時刻情報も出力する。デジタルの波高値情報、検出器２１の位置情報及びγ線の検出時刻情報は、データ処理装置２に入力される。データ処理装置２の同時計測装置（図示せず）は、検出時刻情報を用いて、１つの陽電子の消滅により発生した一対のγ線を一個として計数し、その一対のγ線を検出した２つの検出器２１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２の画像情報作成装置である断層像情報作成装置（図示せず）は、同時計測で得た計数値及び検出器２１の位置情報を用いて、放射性薬剤の集積位置、すなわち悪性腫瘍位置での被検者の断層像情報（画像情報）を作成する。この断層像情報は表示装置３に表示される。

以下では、本実施形態において得られる効果を説明する。
（１）本実施形態は、並列に配置されて隣り合う検出素子２１１のカソードＣ間に配置してこれらのカソードＣに接続された導電部材２２、及びアノードＡ間に配置してこれらのアノードＡに接続された導電部材２３を配線基板２４に固定するため、検出器２１の稠密配置が可能になった。また、空間分解能を上げることができる。
ここで、特開平７−１２２７７６号公報には、並列に配置された複数の検出素子をＤＩＰパッケージに垂直に設置した放射線検出装置が記載されている。また、同公報（図１３（ｂ）、図１８（ａ））には、検出素子の間に挟み込まれた導電性フィルムのタグをボンディングワイヤによってＤＩＰパッケージに設けられた電極ピンに接続され、ボンディングワイヤを必要とする構造が記載されている。これに対し、本実施形態は、配線基板２４と直交させて導電部材２２，２３を配置するようになっているため、導電部材２２，２３を配線基板２４への固定部材として利用することができる。したがって、別の固定部材を用いることなく検出器２１を配線基板２４に固定することができる。また、本実施形態は前記公報に記載されているようなボンディングワイヤが不要となる。このような本実施形態は、配線基板２４における検出器２１の配置密度を向上させることができ、得られる画像の空間分解能を向上できる。また、検出器２１の配置密度の向上は、検出器２１の感度向上につながる。これにより、検査時間が短縮される。
（２）互いに隣接する検出素子２１１のカソードＣ同士またはアノードＡ同士が向かい合うように配置されるので、導電部材２２，２３を共用することができる。したがって、検出素子２１１の相互間に電気絶縁材を配置する必要がなく、検出素子２１１の稠密配置を実現することができる。これにより、感度が向上され、検査時間の短縮も図ることができる。
（３）導電部材２２，２３は半導体領域Ｓよりも外側に突出して導電部材２２，２３の一部である突出部２２ａ、２３ａを有し、突出部２２ａ、２３ａが配線基板２４に取り付けられるため、導電部材２２，２３の配線基板２４への取り付けが簡単にできる。
（４）突出部２２ａ、２３ａが接着剤２５によって配線基板２４の接続部材ＣＰ，ＡＰに取り付けられので、突出部２２ａ、２３ａの接続部材ＣＰ，ＡＰへの接続作業に要する時間を短縮できる。すなわち、本実施形態は、特開平７−１２２７７６号公報のようにボンディングワイヤで接続する場合に比べてその接続作業に要する時間をほぼ半減させることができる。接着剤２５は、検出器２１と配線基板２４の電気的接続及び機械的接続（保持）の両方の機能を発揮している。また、突出部２２ａ、２３ａの接続部材ＣＰ，ＡＰへの接続に、ボンディングワイヤ等の他の部品が不要となるため、本実施形態は、検出モジュール２０Ａの構成を簡素化できる。
（５）導電部材２２，２３の配線基板２４への取り付け用の接着剤２５は熱可塑性接着剤（または半田）を用いているとともに、検出素子２１１と導電部材２２，２３との接着が熱硬化性接着剤を用いているので、検出器２１を配線基板２４から取り外し易くなる。このため、異常になった検出器２１を新検出器２１に換える交換作業が容易になる。これは、検出器２１を取り外す際、塗布された接着剤２５が加熱により軟化するためである。また、検出素子２１１が加熱されても、検出素子２１１と導電部材２２，２３とが剥がれるということがないため、異常になった検出器２１の検出素子２１１がばらばらにならなく一体で配線基板２４から取り外すことができる。これにより、検出器２１の取り外しに要する時間を短縮できる。
（６）導電部材２２，２３がカソードＣ、アノードＡの電極面を実質的に覆うように取り付けられているため、導電部材２２とカソードＣの接着部の電気抵抗、及び導電部材２３とアノードＡの接着部の電気抵抗が小さくなり、検出器２１から出力されるγ線検出信号の電圧を増大できる。さらに、導電部材２２、２３は剛性を有する導電性部材である導電性の金属によって構成されているため、半導体領域Ｓの保護部材としても機能する。特に、半導体領域ＳをＣｄＴｅ，ＣＺＴ，ＧａＡｓ等の機械的に脆い半導体材料で構成した場合には、導電部材２２、２３によって半導体領域Ｓの損傷を防止できる。
（７）導電部材２２，２３として銅板が用いられているので、安定した信号の取り出しを実現することができるとともに、取付剛性を備えた検出器２１が得られる。
（８）突出部２２ａ，２３ａは、検出器２１の異なる２つの側面で突出しているため、検出モジュール２０Ａの電気絶縁性を高めることができる。
（９）突出部２２ａ，２２ｂがＹ方向を向くように各検出器２１を配置しているため、Ｘ方向における検出器２１の相互間の隙間を狭くでき、その隙間を素通りするγ線の割合を低減できる。これにより、γ線の検出効率が高められ、得られる画像の空間分解能も向上できる。
（１０）Ｘ方向において、各検出器２１は、同極の電極同士が向かい合うように配置されているため、Ｘ方向における検出器２１の相互間の絶縁を軽減でき、Ｘ方向における検出器２１の相互間の隙間を狭くできる。これによっても、前記（９）と同様に、γ線の検出効率が高められ、画像の空間分解能も向上できる。
（１１）Ｙ方向において隣り合う検出器２１が、同極の電極（アノードＡまたはカソードＣ）に接続される突出部が向かい合うように配置されているため、Ｙ方向における検出器２１の相互間の絶縁を軽減でき、Ｙ方向における検出器２１の相互間の隙間を狭くできる。したがって、γ線の検出効率を増大でき、画像の空間分解能を向上させることができる。突出部が向かい合うような配置とは、向かい合っている相互の検出器２１の突出部が完全に向かい合っているだけでなく、向かい合っている相互の検出器２１がＹ方向と直交するＸ方向にずれて双方の突出部の位置がＸ方向にずれている場合も含まれる。具体的には、Ｙ方向において隣り合う検出器２１で突出部２３ａが突出している側面同士が向かい合っている状態が、突出部が向かい合うように配置された状態である。
（１２）配線基板２４の両面に検出器２１を設置しているため、ＰＥＴ撮像装置１における配線基板２４の数を半減でき、ＰＥＴ撮像装置１における検出器２１の配置密度を向上できる。このため、ＰＥＴ撮像装置１のγ線の検出効率及び画像の空間分解能をさらに向上できる。
（１３）検出モジュール２０ＡとＡＳＩＣ基板２０Ｂとが相互に着脱自在に取り付けられるため、どちらかが故障した場合に、故障した検出モジュール２０ＡまたはＡＳＩＣ基板２０Ｂを簡単に交換することができる。
（１４）検出器２１を用いたＰＥＴ撮像装置１では、各検出器２１に個別に対応した増幅回路を多数内蔵したＡＳＩＣ等を使用し信号処理回路を形成しているので、検出器２１の小型化、ひいては検出器２１の個数の増加にも対応できる。この結果、空間分解能の更なる向上が可能である。
（１５）エネルギー分解能の高い検出器２１を多数配置可能な検出モジュール２０Ａを構成できるため、３Ｄ撮像において定量性の高い検査が可能となる。
（１６）配線基板２４に設置した検出器２１を電気絶縁体で覆うことによって、検出器２１の絶縁破壊を防止できる。
（１７）Ｙ方向において接続部材ＡＰは、接続部材ＣＰの間に並列に二列配置されているため、その二列配置のそれぞれの接続部材ＡＰに、Ｙ方向で隣り合う検出器２１で同種の電極(アノードＡ)に接続される各突出部２３ａをそれぞれ接続できる。したがって、Ｙ方向における検出器２１の相互の電気絶縁を軽減でき、Ｙ方向における検出器２１の相互の間隔を狭くできる。これによっても、配線基板２４における検出器２１の配置密度を向上でき、γ線の検出効率及び得られる画像の空間分解能が向上する。
（１８）接続部材ＣＰ（例えば、接続部材ＣＰ１）にＹ方向に隣り合う２つの検出器２１の突出部２２ａが接続されるため、Ｙ方向における検出器２１の配置密度を向上できる。これによっても、γ線の検出効率及び画像の空間分解能を向上できる。また、この構成は、Ｙ方向における配線基板２４の長さを短くすることができ、ＰＥＴ撮像装置１の半径方向の長さが短くできる。これは、ＰＥＴ撮像装置１のコンパクト化につながる。前記の（１１）に示す検出器２１の配置によっても、Ｙ方向における配線基板２４の長さを短くすることができる。このため、ＰＥＴ撮像装置１は、半径方向の長さが更に短くでき、よりコンパクトになる。
（１９）接続部材ＣＰに接続されて複数の接続部材ＣＰで共用される配線２４ａが配線基板２４に設けられているため、配線基板２４に設けられる配線２４ａ，２４ｂの配線密度を低減できる。したがって、配線基板２４における配線が容易に行える。
（２０）配線基板２４の、検出器２１が取り付けられている面がベッド３１の長手方向を向いて配置されるため、ＰＥＴ撮像装置１の半径方向（Ｘ方向）において、検出器２１を密に配置できる。このため、γ線の検出効率及び画像の空間分解能を向上できる。

（実施形態２）
本発明の他の実施形態であるＰＥＴ撮像装置を説明する。本実施形態のＰＥＴ撮像装置は、図１に示すＰＥＴ撮像装置１に用いられる検出器２１を、図７（ａ），（ｂ）に示す検出器２１Ｂに替えた構成を有する。本実施形態のＰＥＴ撮像装置の検出器以外の構成は、前記の実施形態である図１に示すＰＥＴ撮像装置１と同じである。

本実施形態に用いられる検出器２１Ｂを、図７（ａ）を用いて説明する。検出器２１Ｂも、検出器２１と同様に、アノードＡ同士、カソードＣ同士を向かい合わせて偶数の検出素子２１１を並列に配置している。隣り合う検出素子２１１のアノードＡ間には導電部材２３Ａが、隣り合う検出素子２１１のカソードＣ間には導電部材２２Ａが、それぞれ配置される。導電部材２３Ａは、隣り合う検出素子２１１のアノードＡにそれぞれ導電性の接着剤によって取り付けられる。導電部材２２Ａは、隣り合う検出素子２１１のカソードＣにそれぞれ導電性の接着剤によって取り付けられる。検出器２１Ｂの両端部に位置する各検出素子２１１に設けられたカソードＣにも、導電部材２２Ａが導電性の接着剤によって取り付けられる。
導電部材２２Ａ及び２３Ａは、同じ側面（配線基板２４と対向するに面）から同一の方向に突出する突出部２２ｂ、２３ｂを形成している。突出部２２ｂ、２３ｂは、半導体領域Ｓよりも外側、即ち、検出器２１Ｂの底面（配線基板２４と対向するに面）よりも下方に突出している。突出部２２ｂは、検出素子２１１の一つの側面側に位置し、突出部２３ｂは、その側面と対峙する、検出素子２１１の他の側面側に位置している。

図７（ｂ）に示すように、検出器２１Ｂの各突出部２２ｂが、接続部材ＣＰの上に置かれて接着剤２５により接続部材ＣＰに取り付けられる。また、検出器２１Ｂの各突出部２３ｂが、接続部材ＡＰの上に置かれて接着剤２５により接続部材ＡＰに取り付けられている。このようにして、検出器２１Ｂが配線基板２４に取り付けられる。検出器２１Ｂの各半導体領域Ｓは、配線基板２４と交差するように、具体的には直交するように配置される。本実施形態も、複数の検出器２１Ｂを図４（ａ）に示すように配線基板２４に配置して検出モジュールを構成している。

本実施形態は、前記実施形態１で生じる効果（１）〜（７）及び（９）〜（２０）を得ることができる。本実施形態は、さらに以下に記す効果を生じる。
（２１）本実施形態では、配線基板２４との接続と固定とを行うための突出部２２ｂ，２３ｂが検出器２１の下方に突出されており、検出器２１の対峙する両側面に導電部材２２，２３が突出することがなくなる。このため、Ｙ方向において隣り合う検出器２１の相互間の間隔をさらに小さくでき、検出器２１の配線基板２４上における配置密度をさらに向上できる。本実施形態は、γ線の検出効率を向上でき、かつ画像の空間分解効率を向上できる。
（２２）アノードＡに接続された導電部材２３の突出部２３ｂ、及びカソードＣに接続された導電部材２２の突出部２２ｂは、互いに、半導体領域Ｓの、アノードＡ及びカソードＣのいずれもが設けられていない１つの面、即ち、配線基板２４に対向する面おいて、異なった位置で突出しているため、突出部２３ｂを導電部材２３に、突出部２２ｂを導電部材２２に簡単に接続することができる。
（２３）前記したように、Ｙ方向（ＰＥＴ撮像装置１の半径方向）の検出器２１同士の間隔を短縮することができることにより、被検体ＨとＹ方向後段側の検出器２１との距離が縮まる。これはＰＥＴ撮像装置１におけるγ線検出感度向上の効果をもたらす。

実施形態２において、突出部が向かい合うような配置とは、Ｙ方向において隣り合っている検出器２１Ｂで、例えば突出部２２ｂが突出している検出器２１Ｂの面に対して直交する２つの側面のうち、突出部２２ｂ側の側面同士が向かい合っている状態である。
図７（ｃ）に示すように、導電部材２２Ａ，２３Ａの突出部２２ｂ，２３ｂのそれぞれの下部をさらに下方に延ばして、突出部２２ｂに折曲部２２ｄを、突出部２３ｂに折曲部２３ｄを形成することもできる。この場合、折曲部２２ｄを接続部材ＣＰに、折曲部２３ｄを接続部材ＡＰに、それぞれ接着剤２５により接続する。このような折曲部２２ｄ，２３ｄの接続は、検出器２１の配線基板２４へのより強固な固定を実現することができる。また、配線基板２４に突出部２２ｂ、２３ｂが嵌まり込む図示しない凹部（溝部）を設けて、突出部２２ｂ、２３ｂを該当する凹部に嵌め込み、検出器２１Ｂを配線基板２４に固定しても良い。

前記した実施形態１及び２では、検出器２１（または２１Ｂ）一つ当りに一つの接続部材ＡＰを配線基板２４に設けている。しかしながら、検出器２１（または２１Ｂ）の各突出部２３ａ（または２３ｂ）毎に別々の接続部材ＡＰを配線基板２４に設けることも可能である。この場合には、１つの検出器２１（または２１Ｂ）の各突出部２３ａ（または２３ｂ）を別々の接続部材ＡＰに接着剤２５で接続する。これらの接続部材ＡＰは、配線基板２４内で１本の信号線２４ｂに接続されている。このような構成とすることにより、配線基板２４の表面における接続部材ＡＰの面積を小さくする（例えば、突出部２３ａ（または２３ｂ）の横断面積に等しくする）ことができるため、カソードＣ及び導電部材２２（または２２Ａ）と接続部材ＡＰの間における絶縁破壊を防ぐことができる。このような接続部材ＡＰの構造は、接続部材ＣＰにも適用することができる。すなわち、図４（ａ）に示す１つの接続部材ＣＰに接続された各検出器２１（または２１Ｂ）の各突出部２２ａ（または２２ｂ）を、これらの突出部２２ａ（または２２ｂ）の数と同じ数だけ一列に配置された別々の接続部材ＣＰを配線基板２４に設ける。そして、これらの接続部材ＣＰに、対応する突出部２２ａ（または２２ｂ）を別々に接着剤２５で接続する。これらの接続部材ＣＰは、配線基板２４内で１本の配線２４ａに接続される。ただし、隣り合う検出器２１（または２１Ｂ）で向かい合っている突出部２２ａ（または２２ｂ）同士が接続される接続部材ＣＰは、向かい合っている突出部２２ａ（または２２ｂ）同士で１個ずつ配線基板２４に設置される。また、配線基板２４の表面における接続部材ＣＰの面積も、前記した接続部材ＡＰと同様に小さくできるため、アノードＡ及び導電部材２３（または２３Ａ）と接続部材ＣＰの間における絶縁破壊を防ぐことができる。

以上の構成は、検出器２１（または２１Ｂ）の突出部２３ａ（または２３ｂ）ごとに接続部材ＡＰを、検出器２１（または２１Ｂ）の突出部２２ａ（または２２ｂ）ごとに接続部材ＡＰを、配線基板２４に設けるものである。この構成は、図５（ｂ）に示す折曲部２２ｃ，２３ｃを有する検出器、及び図７（ｃ）に示す折曲部２２ｄ，２３ｄを有する検出器を備えたそれぞれの検出モジュールにも適用できる。これらの場合には、折曲部２２ｃ，２３ｃ，２２ｄ，２３ｄの大きさを、検出器２１を保持できる程度にすると良い。
実施形態１及び２では、アノードＡに接続される導電部材２３（または２３Ａ）の突出部２３ａ（または２３ｂ）を接続部材ＡＰに、カソードＣに接続される導電部材２２（または２２Ａ）の突出部２２ａ（または２２ｂ）を接続部材ＣＰに接続しているが、突出部２３ａ（または２３ｂ）を接続部材ＣＰに、突出部２２ａ（または２２ｂ）を接続部材ＡＰに接続することも可能である。この場合は、カソードＣがγ線検出信号を出力する電極となり、アノードＡがバイアス電圧を印加する電極となる。アノードＡとカソードＣの間に印加する電圧が逆方向であればいずれのパターンでも実現可能である。
実施形態１及び２では、アノードＡの電位をほぼグラウンド、カソードＣの電位を−５００Ｖとしたが、逆方向であれば電位に制約はなく、ＰＥＴ撮像装置として機能する範囲で電圧値を設定すればよい。なお、カソードＣを放射線検出信号の取り出し電極に、アノードＡをバイアス電圧の印加電極にすることも可能である。
実施形態１及び２は、検出器２１（または２１Ｂ）の両端部にカソードＣをそれぞれ配置している。しかしながら、アノードＡが検出器２１（または２１Ｂ）の両端部に配置されるように、４個の検出素子２１１を配置しても良い。これにより、検出器においては、２箇所でカソードＣ同士が向かい合い、１箇所でアノードＡ同士が向かい合っている。
実施形態１及び２では検出素子２１１を４個並列配置させて検出器２１を構成しているが、並列枚数は４個に限定する必要はない。ただし、Ｘ方向における電気の絶縁性を向上させるためには、偶数個の検出素子２１１で１つの検出器を構成すると良い。
実施形態１及び２では、図３（ｃ）、図４（ａ）、図５（ａ）、図６、及び図７（ｂ）に示すように、配線基板２４上の接続部材ＡＰと接続部材ＣＰは、接着剤２５が接続される部分以外にも設けられているが、これら接続部材ＡＰと接続部材ＣＰは、接着剤２５が接続される必要最小限の面積とし、必要に応じ配線基板２４内部で接続すればよい。これにより、配線基板２４表面で接続部材ＡＰと接続部材ＣＰと、それに相対する電極との電気絶縁性を高めることができる。

なお、以上の実施形態では、核医学診断装置としてＰＥＴ撮像装置（図１参照）を例に説明したが、ＰＥＴ撮像装置に限らず、単光子放出型断層撮影装置（ＳＰＥＣＴ（Single Photon Emission Computer Tomography）装置）及びγカメラにも本発明の検出器および検出モジュールを適用することができる。ちなみに、ＰＥＴ撮像装置及びＳＰＥＣＴ装置は、被検者の３次元の機能画像を撮影することで共通するが、ＳＰＥＣＴ装置は、測定原理が単光子を検出するものであることから同時計測を行うことができず、このため、γ線の入射位置（角度）を規制するコリメータを備える。また、γカメラは、得られる機能画像が２次元的なものであり、かつ、γ線の入射角度を規制するコリメータを備える。
なお、ＰＥＴ撮像装置またはＳＰＥＣＴ装置と、Ｘ線ＣＴを組み合わせた核医学診断装置の構成としてもよい。

（ａ）は本発明の好適な実施形態である実施形態１のＰＥＴ撮像装置の構成を模式的に示した斜視図、（ｂ）は（ａ）におけるＰＥＴ撮像装置のベッドの長手方向に沿った図である。 （ａ）は図１に示すＰＥＴ撮像装置に用いられるユニット基板の正面図、（ｂ）はユニット基板の側面図である。 （ａ）は半導体放射線検出素子の模式斜視図、（ｂ）はユニット基板に設けられた、半導体放射線検出素子を用いた放射線検出器の斜視図、（ｃ）は放射線検出器を配線基板に設置した状態を模式的に示した図である。 （ａ）は図２(ａ)の放射線検出モジュールにおける複数の放射線検出器の配置状態を模式的に示した図、（ｂ）は放射線検出モジュールの断面図である。 （ａ）は放射線検出器の他の実施形態の斜視図、（ｂ）は（ａ）に示す放射線検出器に用いられる導電部材の正面図である。 放射線検出器の他の実施形態の斜視図である。 （ａ）は実施形態２に用いられる放射線検出器の斜視図、（ｂ）はこの放射線検出器を配線基板に設置した状態を模式的に示した図、（ｃ）は（ａ）に示す放射線検出器に用いられる導電部材の他の実施形態の正面図である。

符号の説明

１ ＰＥＴ撮像装置
２０Ａ 放射線検出モジュール
２０Ｂ ＡＳＩＣ基板
２１ 半導体放射線検出器
２２，２２Ａ，２３，２３Ａ 導電部材
２２ａ，２２ｂ，２３ａ，２３ｂ 突出部
２２ｃ，２２ｄ，２３ｃ，２３ｄ 折曲部
２４、３５ 配線基板
２５ 接着剤
２８ アナログＡＳＩＣ
２９ デジタルＡＳＩＣ
２１１ 半導体放射線検出素子
Ａ アノード電極
ＡＰ，ＣＰ 接続部材
Ｃ カソード電極
Ｈ 被検体
Ｓ 半導体領域
Ｕ ユニット基板

前記した目的を達成するため、第１の発明では、放射線検出器は、半導体領域、及び前記半導体領域を間に挟んで対峙する、放射線検出信号を取り出す第１電極及びバイアス電圧を印加する第２電極を有して半導体領域が放射線検出器を取り付ける支持基板と交差して配置された複数の放射線検出素子と、複数の導電部材とを備え、複数の導電部材のうちの一部の導電部材が互いに向かい合う同種の電極にそれぞれ取り付けられ、残りの導電部材が単独の第１電極または第２電極に取り付けられ、導電部材は、半導体領域の1つの側面で突出した電気的接続部を有し、電気的接続部が支持基板の表面に取り付けられ、支持基板に設けられた配線に接続される構成とした。
これにより、導電部材は、放射線検出器を支持基板に取り付けるための固定部材として用いられることとなる。したがって、放射線検出器を支持基板に取り付けるための他の固定部材が不要であり、支持基板における放射線検出器の配置密度を向上できる。このことは、被検体に対して得られる画像の空間分解能の向上につながる。

第２の発明は、支持基板が、第１電気的接続部が取り付けられた導電性の複数の第１接続部材、及び第２電気的接続部が取り付けられた導電性の複数の第２接続部材を、当該支持基板の表面に設け、ある１つの方向において、第１接続部材は、第２接続部材の間に並列に二列配置されている構成である。これにより、ある１つの方向において、第２接続部材の間に並列に二列配置されているそれぞれの第１接続部材に、隣り合う放射線検出器で同種の電極に接続される各第１導電部材がそれぞれ接続される。したがって、ある１つの方向における放射線検出器相互の電気絶縁を軽減でき、その１つの方向における放射線検出器相互の間隔を狭くできる。これによっても、支持基板における放射線検出器の配置密度を向上でき、得られる画像の空間分解能が向上する。

本発明は、陽電子放出型断層撮影装置に関するものである。

本発明の目的は、空間分解能を向上できる陽電子放出型断層撮影装置を提供することにある。

前記した目的を達成するため、第１の発明では、複数の放射線検出器、及び前記放射線検出器が取り付けられた支持基板を有し、前記支持基板の前記放射線検出器の設置された面が被検体を支持するベッドの長手方向に向く状態で前記ベッドを取り囲むように前記ベッドの長手方向に配置された複数の放射線検出モジュールと、前記放射線検出器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陽電子放出型断層撮影装置であって、複数の放射線検出器は、半導体領域、及び前記半導体領域を間に挟んで対峙する、放射線検出信号を取り出す第１電極及びバイアス電圧を印加する第２電極を有して半導体領域が放射線検出器を取り付ける支持基板と交差して配置された複数の放射線検出素子と、複数の導電部材とを備え、複数の導電部材のうちの一部の導電部材が互いに向かい合う同種の電極間に配置されてこれらの電極に取り付けられ、残りの前記導電部材が前記放射線検出器の両端に位置する前記第１電極または前記第２電極に取り付けられ、導電部材は、半導体領域の1つの側面で突出した電気的接続部を有し、電気的接続部が支持基板の表面に取り付けられ、支持基板に設けられた配線に接続される構成とした。
これにより、導電部材は、放射線検出器を支持基板に取り付けるための固定部材として用いられることとなる。したがって、放射線検出器を支持基板に取り付けるための他の固定部材が不要であり、支持基板における放射線検出器の配置密度を向上できる。このことは、被検体に対して得られる画像の空間分解能の向上につながる。

次に、本発明の陽電子放出型断層撮影装置（ＰＥＴ撮像装置）を、適宜図面を参照しながら詳細に説明する。
（実施形態１）
本実施形態のＰＥＴ撮像装置は、図１に示すように、ＰＥＴ撮像装置１、被検体（被検診者）Ｈを支持するベッド３１、データ処理装置（コンピュータ等）２及び表示装置３を備えている。ＰＥＴ撮像装置１は、図２に示すユニット基板Ｕを周方向に多数配置している。ＰＥＴ撮像装置１において、被検体Ｈは、長手方向に移動可能なベッド３１に載せられて、それらのユニット基板Ｕによって取り囲まれる計測空間３２内に挿入される。

Claims (33)

1. 少なくとも１つの放射線検出器と、前記放射線検出器が取り付けられる支持基板とを備えた放射線検出モジュールであって、
   前記放射線検出器は、
   半導体領域、及び前記半導体領域を間に挟んで対峙する、放射線検出信号を取り出す第１電極及びバイアス電圧を印加する第２電極を有して前記半導体領域が前記支持基板と交差して配置された複数の放射線検出素子と、複数の導電部材とを備え、前記複数の放射線検出素子を、同種の前記電極同士が互いに向かい合って並列に配置され、前記複数の導電部材のうちの一部が互いに向かい合う前記同種の電極間に配置されてこれらの電極に取り付けられ、残りの前記導電部材が単独で配置されている前記第１電極または前記第２電極に取り付けられ、
   前記導電部材が、前記支持基板に取り付けられて前記支持基板に設けられた配線に接続されたことを特徴とする放射線検出モジュール。
2. 前記導電部材は前記放射線検出器を前記支持基板に固定する固定部材である請求項１記載の放射線検出モジュール。
3. ある前記導電部材が前記第１電極に、他の前記導電部材が前記第２電極に、導電性接着剤によってそれぞれ取り付けられている請求項１記載の放射線検出モジュール。
4. 前記導電性接着剤が熱硬化性の接着剤である請求項３記載の放射線検出モジュール。
5. 前記それぞれの導電部材は前記半導体領域よりも外側に突出し前記導電部材の一部である電気的接続部を有しており、前記導電部材を前記支持基板に取り付ける構造は前記電気的接続部を前記支持基板に取り付けることである請求項１記載の放射線検出モジュール。
6. 前記電気的接続部の突出する位置が、前記第１電極に接続された前記導電部材と、前記第２電極に接続された他の前記導電部材で異なっている請求項５記載の放射線検出モジュール。
7. 前記第１電極に接続された前記導電部材の前記電気的接続部は、前記放射線検出器の１つの側面で突出しており、前記第２電極に接続された前記導電部材の前記電気的接続部は、その側面と対峙する、前記放射線検出器の他の側面で突出している請求項６記載の放射線検出モジュール。
8. 前記第１電極に接続された前記導電部材の前記電気的接続部、及び前記第２電極に接続された前記導電部材の前記電気的接続部は、お互いに、前記放射線検出器の、前記支持基板に対向する面において、異なった位置で突出している請求項６記載の放射線検出モジュール。
9. 前記導電部材は、前記第１電極または前記第２電極に、対応する電極面を実質的に覆うように取り付けられている請求項１、請求項５及び請求項６のいずれか１項に記載の放射線検出モジュール。
10. 前記導電部材が板状である請求項９記載の放射線検出モジュール。
11. 複数の前記放射線検出器が、ある１つの方向において、同種の電極に接続された電気的接続部同士が実質的に向き合うように前記支持基板に配置されている請求項１または請求項６に記載の放射線検出モジュール。
12. 複数の前記放射線検出器は、前記ある１つの方向と直交する方向において、同種の電極同士が向き合うように前記支持基板に配置されている請求項１、請求項６及び請求項１１のいずれか１項に記載の放射線検出モジュール。
13. 前記支持基板の両面に前記放射線検出器が取り付けられている請求項１または請求項６に記載の放射線検出モジュール。
14. 前記導電性部材は剛性を有する導電性部材である請求項１または請求項６に記載の放射線検出モジュール。
15. 少なくとも１つの放射線検出器と、前記放射線検出器が取り付けられた支持基板とを備えた放射線検出モジュールであって、
    前記放射線検出器は、
    半導体領域、及び前記半導体領域を間に挟んで対峙する、放射線検出信号を取り出す第１電極及びバイアス電圧を印加する第２電極を有して前記半導体領域が前記支持基板と交差して配置された複数の放射線検出素子と、複数の導電部材とを備え、前記複数の放射線検出素子を、同種の前記電極同士が互いに向かい合って並列に配置され、前記複数の導電部材のうちの一部が互いに向かい合う前記同種の電極間に配置されてこれらの電極に取り付けられ、残りの前記導電部材が単独で配置されている前記第１電極または前記第２電極に取り付けられ、
    前記支持基板は、前記第１電極に接続される前記導電部材である第１導電部材が取り付けられた導電性の複数の第１接続部材、及び前記第２電極に接続される前記導電部材である第２導電部材が取り付けられた導電性の複数の第２接続部材を有し、
    ある１つの方向において、前記第１接続部材は、前記第２接続部材の間に並列に二列配置され、
    前記複数の第１接続部材に別々に接続された複数の第１配線が前記支持基板に設けられ、前記複数の第２接続部材に接続されて前記複数の第２接続部材で共用される第２配線が前記支持基板に設けられたことを特徴とする放射線検出モジュール。
16. 前記第１導電部材が前記第１接続部材に、前記第２導電部材が前記第２接続部材に、導電性接着剤によってそれぞれ取り付けられている請求項１５記載の放射線検出モジュール。
17. 前記導電性接着剤が半田または熱可塑性の接着剤である請求項１６記載の放射線検出モジュール。
18. 前記第１接続部材は前記第１導電部材毎に設けられ、前記第２接続部材は前記１方向において隣り合う前記放射線検出器で向き合う一対の前記第２導電部材毎に設けられる請求項１５に記載の放射線検出モジュール。
19. 前記第１接続部材は前記放射線検出器毎に設けられ、前記第２接続部材は前記１つの方向と直交する方向に配列された複数の前記放射線検出器の前記第２導電部材が接続されるように設けられている請求項１５に記載の放射線検出モジュール。
20. 前記第１導電部材は前記半導体領域よりも外側に突出し前記第１導電部材の一部である第１電気的接続部を有し、前記第２導電部材は前記半導体領域よりも外側に突出し前記第２導電部材の一部である第２電気的接続部を有し、前記第１電気的接続部が前記第１接続部材に取り付けられ、前記第２電気的接続部が前記第２接続部材に取り付けられた請求項１５、及び請求項１８ないし請求項１９のいずれか１項に記載の放射線検出モジュール。
21. 半導体領域、及び前記半導体領域を間に挟んで対峙する、放射線検出信号を取り出す第１電極及びバイアス電圧を印加する第２電極を有する複数の放射線検出素子と、金属製の複数の導電部材とを備え、
    前記複数の放射線検出素子は同種の前記電極同士を向かい合わせて並列に配置され、
    前記複数の導電部材のうちの一部は、互いに向かい合う前記同種の電極間に配置されてこれらの電極に取り付けられ、残りの前記導電部材は向かい合うことなく単独で配置された前記第１電極または前記第２電極に取り付けられ、
    前記それぞれの導電部材は、前記導電部材の一部が前記半導体領域よりも外側に突出して形成され、他の部材に取り付ける固定部材となる電気的な接続部を有することを特徴とする放射線検出器。
22. 前記電気的接続部の突出する位置が、前記第１電極に接続された前記導電部材と、前記第２電極に接続された他の前記導電部材で異なっている請求項２１記載の放射線検出器。
23. 前記第１電極に接続された前記導電部材の前記電気的接続部は、前記放射線検出素子の１つの側面で突出しており、前記第２電極に接続された前記導電部材の前記電気的接続部は、その側面と対峙する、前記放射線検出素子の他の側面で突出している請求項２２記載の放射線検出器。
24. 前記第１電極に接続された前記導電部材の前記電気的接続部、及び前記第２電極に接続された前記導電部材の前記電気的接続部は、お互いに、前記半導体領域の、前記第１電極及び前記第２電極のいずれもが設けられていない１つの面において、異なった位置で突出している請求項２２記載の放射線検出器。
25. 前記導電部材は、前記第１電極または前記第２電極に、対応する電極面を実質的に覆うように取り付けられている請求項２１または請求項２２記載の放射線検出器。
26. 前記導電部材が板状である請求項２５に記載の放射線検出器。
27. 複数の放射線検出器、及び前記放射線検出器が取り付けられた第１支持基板を有し、被検体を支持するベッドを取り囲み前記ベッドの周囲に配置された複数の放射線検出モジュールと、前記放射線検出器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であって、
    前記放射線検出器が、半導体領域、及び前記半導体領域を間に挟んで対峙する、放射線検出信号を取り出す第１電極及びバイアス電圧を印加する第２電極を有して前記半導体領域が前記支持基板と交差して配置された複数の放射線検出素子と、複数の導電部材とを備え、前記複数の放射線検出素子を、同種の前記電極同士が互いに向かい合って並列に配置され、前記複数の導電部材のうちの一部が互いに向かい合う前記同種の電極間に配置されてこれらの電極に取り付けられ、残りの前記導電部材が単独で配置されている前記第１電極または前記第２電極に取り付けられ、
    前記導電部材が、前記第１支持基板に取り付けられて前記第１支持基板に設けられた配線に接続されたことを特徴とする核医学診断装置。
28. 前記それぞれの導電部材は前記半導体領域よりも外側に突出し前記導電部材の一部である電気的な接続部を有しており、前記導電部材を前記支持基板に取り付ける構造は前記電気的接続部を前記支持基板に取り付けることである請求項２７記載の核医学診断装置。
29. 複数の放射線検出器、及び前記放射線検出器が取り付けられた第１支持基板を有し、被検体を支持するベッドを取り囲み前記ベッドの周囲に配置された複数の放射線検出モジュールと、前記放射線検出器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であって、
    前記放射線検出器は、半導体領域、及び前記半導体領域を間に挟んで対峙する放射線検出信号を取り出す第１電極及びバイアス電圧を印加する第２電極を有して前記半導体領域が前記支持基板と交差して配置された複数の放射線検出素子と、複数の導電部材とを備え、前記複数の放射線検出素子を、同種の前記電極同士が互いに向かい合って並列に配置され、前記複数の導電部材のうちの一部が互いに向かい合う前記同種の電極間に配置されてこれらの電極に取り付けられ、残りの前記導電部材が単独で配置されている前記第１電極または前記第２電極に取り付けられ、
    前記第１支持基板は、前記第１電極に接続される前記導電部材である第１導電部材が取り付けられる導電性の複数の第１接続部材、及び前記第２電極に接続される前記導電部材である第２導電部材が取り付けられる導電性の複数の第２接続部材を有し、
    ある１つの方向において、前記第１接続部材は、前記第２電極接続部材の間に並列に二列配置され、
    前記複数の第１接続部材に別々に接続された複数の第１配線が前記第１支持基板に設けられ、前記複数の第２接続部材に接続されて前記複数の第２接続部材で共用される第２配線が前記第１支持基板に設けられたことを特徴とする核医学診断装置。
30. 前記第１導電部材は前記半導体領域よりも外側に突出し前記第１導電部材の一部である第１電気的接続部を有し、前記第２導電部材は前記半導体領域よりも外側に突出し前記第２導電部材の一部である第２電気的接続部を有し、前記第１電気接続部が前記第１接続部材に取り付けられ、前記第２電気的接続部が前記第２接続部材に取り付けられた請求項２９項記載の核医学診断装置。
31. 前記第１支持基板の、前記放射線検出器が取り付けられている面が前記ベッドの長手方向を向いて配置される請求項２７または請求項２９記載の核医学診断装置。
32. 前記第１支持基板に着脱自在に取り付けられた第２支持基板と、複数の前記放射線検出器のそれぞれが出力する放射線検出信号を処理する複数の信号処理装置を含む集積回路とを有する信号処理ユニットを備えた請求項２７または請求項２９記載の核医学診断装置。
33. 複数の放射線検出器、複数の前記放射線検出器のそれぞれが出力する放射線検出信号を処理する集積回路、及び前記放射線検出器及び前記集積回路が取り付けられた支持基板を有し、被検体を支持するベッドを取り囲み前記ベッドの周囲に配置された複数のユニット基板と、前記集積回路から出力された、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であって、
    前記放射線検出器が、半導体領域、及び前記半導体領域を間に挟んで対峙する、放射線検出信号を取り出す第１電極及びバイアス電圧を印加する第２電極を有して前記半導体領域が前記支持基板と交差して配置された複数の放射線検出素子と、複数の導電部材とを備え、前記複数の放射線検出素子が、同種の前記電極同士を互いに向かい合わせて並列に配置され、前記複数の導電部材のうちの一部が互いに向かい合う前記同種の電極間に配置されてこれらの電極に取り付けられ、残りの前記導電部材が単独で配置されている前記第１電極または前記第２電極に取り付けられていることを特徴とする核医学診断装置。

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