JP2007101234A - 核医学診断装置および核医学診断装置の冷却方法 - Google Patents

Abstract

【課題】 放射線検出器を所定温度以下に維持し、個々の放射線検出器間の温度ばらつきを抑え、時間分解能およびエネルギー分解能を向上させ、診断精度を向上させる。
【解決手段】 核医学診断装置は、被検体Ｈが挿入される計測空間部Ｋが形成された撮像装置を有し、撮像装置が、複数の放射線検出器２１および信号処理装置を有して計測空間部Ｋの周りに配置される検出器ユニット２０と、隔壁５０によって仕切られた導入部３０および排出部４０と、を備え、導入部３０に導入された冷却用媒体が信号処理装置を冷却した後に、隔壁５０によって仕切られた排出部４０へ排出される。
【選択図】 図１

Description

本発明は、放射線を利用した核医学診断装置に係り、特に陽電子放出型ＣＴ（Positron Emission Tomography（以下、ＰＥＴという））等の放射線検査を行うのに好適な核医学診断装置および核医学診断装置の冷却方法に関するものである。

放射線を利用した検査技術は、被検体内部を非破壊で検査することができる。特に、人体に対する放射線検査技術には、Ｘ線ＣＴ、ＰＥＴ、ＳＰＥＣＴ単光子放出型ＣＴ（Single Photon Emission Computed Tomography、以下、「ＳＰＥＣＴ」という）等がある。
これらの技術は、いずれも、検査対象の物理量を放射線飛翔方向の積分値として計測し、その積分値を逆投影することにより被検体内の各ボクセルの物理量を計算し画像化する技術である。これらの技術では、膨大なデータを処理する必要があり、近年のコンピュータの技術の急速な発達に伴い、処理の高速化が図られ、高詳細画像が提供されるようになってきた。
Ｘ線ＣＴ技術は、被検体を通過したＸ線強度を測定し、Ｘ線の体内通過率から被検体の形態情報を画像化する技術である。Ｘ線源からＸ線を被検体に照射し、体内を通過したＸ線強度を被検体の反対側に配置した検出素子により測定し、被検体の積分吸収係数の分布を測定する。この積分吸収係数からフィルタードバックプロジェクション法（Filtered Back Projection Method）（非特許文献１参照）などを用いて各ボクセルの吸収係数を求め、その値をＣＴ値に変換する。Ｘ線ＣＴによく用いられる線源は約８０ｋｅＶ前後である。

一方、ＰＥＴ及びＳＰＥＣＴは、Ｘ線ＣＴ等では検出できない分子生物学レベルでの機能や代謝の検出が可能な手法であり、身体の機能画像を提供することが可能である。ＰＥＴは、¹⁸Ｆ，¹⁵Ｏ，¹¹Ｃ，といったポジトロン放出核種で標識した放射性薬剤を投与し、その分布を計測して画像化する手法である。薬剤には、フルオロデオキシグルコース（2-[F-18]fluoro-2-deoxy-D-glucose、¹⁸ＦＤＧ）等があり、これは、薬剤が糖代謝により腫瘍組織に高集積することを利用し、腫瘍部位の特定に使用される。
体内に取り込まれた放射線核種は、崩壊してポジトロン（β＋）を放出する。放出されたポジトロンは電子と結合して消滅する際に、それぞれ５１１ｋｅＶのエネルギーを有する一対の消滅γ線（消滅γ線対）を放出する。この消滅γ線対は、ほぼ反対方向（１８０度±０．６度）に放射されるので、被検体の周りを取り囲むように配置した検出素子で消滅γ線対を同時検出し、その放射方向データを蓄積することで投影データを得ることができる。投影データを逆投影（前記フィルタードバックプロジェクション法等を使用）することにより放射位置（放射線核種の集積位置）を同定し画像化することが可能となる。

ＳＰＥＣＴは、シングルフォトン放出核種で標識した放射性薬剤を投与し、その分布を計測して画像化する手法である。薬剤からは１００ｋｅＶ程度のエネルギーをもった単一γ線が放出され、この単一γ線を検出素子で計測している。単一γ線の計測では、その飛翔方向を同定できないので、ＳＰＥＣＴでは検出素子の前面にコリメータを挿入し、特定の方向からのγ線のみを検出することにより投影データを得る。ＰＥＴ同様、フィルタードバックプロジェクション法等を利用し投影データを逆投影して画像データを得る。ＰＥＴと異なるところは、単一γ線の計測に起因して同時計測の必要がなく、検出素子の数が少なくて済むこと等であり、装置構成が簡単で比較的安価な装置である。
前記した従来のＰＥＴ、ＳＰＥＣＴ等の核医学診断装置では、画像を得るために、γ線検出器としてシンチレータを使用している。シンチレータは、入射したγ線を一旦可視光に変換し、その後、光電子増倍管（フォトマル）により電気信号に変換し直すという処理を行っている。シンチレータは、可視光変換時のフォトン発生数が少ない上に、前記のように２段階の変換過程を必要とするためにエネルギー分解能が低く、必ずしも高精度の診断を行なうことができないという問題を有していた。エネルギー分解能の低下は、特に、ＰＥＴの３Ｄ撮像時に定量性評価が出来ない原因となっている。なぜなら、エネルギー分解能が低いためにγ線のエネルギー閾値を低くせざるを得なく、３Ｄ撮像時に増加するノイズである体内散乱を多く検出してしまうからである。

そこで、近年、核医学診断装置用の検出器として半導体検出器を用いることが注目されている。半導体検出器は、入射したγ線を直接電気信号に変換するものであり、生成される電子正孔対の数が多いために、エネルギー分解能が高いという特徴を有している。
通常、シンチレータや半導体検出器における時間分解能やエネルギー分解能といった特性は、高温の環境下において低下を来たすことが知られており、そのための手段として核医学診断装置に冷却機構を備えたものが開示されている（例えば、特許文献１，２参照）。

アイトリプルイー・トランザクションズ・オン・ニュークリア・サイエンス（IEEE Transactions on Nuclear Science）ＮＳ−２１巻 Ｐ.２１ 特開平１０−１６０８４７号公報（全頁） 特開平９−２７６２６２号公報（全頁）

ところで、ＰＥＴ検査では、前記消滅γ線対の検出を行うために、検出したイベントの同時性を判断（同時計測）する必要があるが、消滅γ線対の検出時刻には、検出素子や回路系のノイズ等によりゆらぎが存在するため、同時性を判断するために、許容できる特定の同時計測時間窓を設け、この同時計測時間窓内で検出した２個のイベントが同時のものであるとして判定している。
一方、核医学診断装置において、画質の向上および画像情報の定量性の向上を図るためには、前記したシンチレータや半導体検出器における時間分解能、エネルギー分解能の特性を向上することが挙げられる。
時間分解能の特性が向上すると、前記同時計測時間窓を小さくすることが可能となる。そうすると、真の消滅γ線対ではない、被検体での体内散乱によるγ線を偶発的に捕らえてしまう確率が低減されることとなる。体内散乱によるγ線は、真の位置情報を保持していないので、このようなノイズ成分が排除されることにより、画質および画像情報の定量性が向上する。また、エネルギー分解能の特性が向上すると、前記のような体内散乱によるγ線を排除することができ、画質および画像情報の定量性が向上する。

しかしながら、核医学診断装置の高性能化に伴い、放射線検出器の増加および高密度化が進んでおり、また、核医学診断装置の小型化に伴って内部に組み込まれる電子回路機器等の稠密化も進んでいる状況では、前記従来の冷却機構を適用しても、放射線検出器を含む電子回路機器から発生する熱を十分に冷却することができず、その結果として、時間分解能やエネルギー分解能の特性が低下するという問題を有していた。

本発明は、放射線検出器を所定温度以下に維持し、かつ個々の放射線検出器間の温度ばらつきを抑えることができ、時間分解能およびエネルギー分解能を向上させ、診断精度を向上させることができる核医学診断装置および核医学診断装置の冷却方法を提供することを目的とする。

前記した課題を解決するため、本発明の核医学診断装置では、複数の放射線検出器および信号処理装置を有して計測空間部の周りに配置される検出器ユニットと、隔壁によって仕切られた導入部および排出部とを備え、導入部に導入された冷却用媒体が信号処理装置を冷却した後に、隔壁によって仕切られた前記排出部へ排出されるので、導入部から検出器ユニットを通じて排出部に排出されるという導入部から排出部までの一方向的な冷却媒体の流れを形成することができる。これにより、排出部に排出された冷却用媒体が導入部に戻るという再循環が防止され、検出器ユニットの信号処理装置を冷却用媒体によって効率的に冷却することができる。したがって、検出器ユニットの放射線検出器の温度上昇を抑えることができ、放射線検出器を所定温度以下に維持して、個々の放射線検出器間の温度ばらつきを抑えることができる。これによって、時間分解能やエネルギー分解能が向上し、診断精度を向上させることができるようになる。

隔壁は隣接する検出器ユニット間に配置することができ、また、導入部は、少なくとも、隣接する検出器ユニットの収納部材の対向面同士と、隔壁とにより囲われる空間部により形成することができる。このような核医学診断装置では、隣接する検出器ユニット間のスペースを有効に利用して冷却媒体の流れを形成することができ、冷却機能を有する構造であるにもかかわらず、撮像装置の小型化を実現することができる。

また、本発明の核医学診断装置の冷却方法では、導入部から検出器ユニットを通じて排出部に排出されるという導入部から排出部までの一方向的な冷却媒体の流れを形成することができ、検出器ユニットの信号処理装置を冷却用媒体によって効率的に冷却することができる。

本発明によれば、放射線検出器を所定温度以下に維持し、かつ個々の放射線検出器間の温度ばらつきを抑えることができ、時間分解能およびエネルギー分解能を向上させ、診断精度を向上させることができる核医学診断装置および核医学診断装置の冷却方法が得られる。

次に、本発明の核医学診断装置として好適な実施形態であるＰＥＴ装置を、適宜図面を参照しながら詳細に説明する。
本実施形態のＰＥＴ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Ｂ、データ処理装置（コンピュータ等）２および表示装置３を備えている。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Ｂに載せられて、ＰＥＴ撮像装置１の中央部に設けられた計測空間部Ｋに挿入される。
ＰＥＴ撮像装置１は、複数の放射線検出器２１からなる放射線検出モジュール２０Ａおよび放射線検出器２１からの検出信号を入力する信号処理装置としての集積回路２０Ｂを含み、計測空間部Ｋの回りに複数配置される検出器ユニット２０と、隣接する検出器ユニット２０間に設けられ、冷却用媒体としての空気が導入される導入部３０と、この導入部３０に導入された冷却用媒体が検出器ユニット２０の少なくとも集積回路２０Ｂを冷却した後に排出される排出部４０と、を備え、導入部３０と排出部４０との間に、お互いを仕切る隔壁５０を設けて構成される。つまり、ＰＥＴ撮像装置１は、隔壁によって仕切られた導入部３０および排出部４０とを備えており、排出部４０に排出された空気が導入部３０に戻るという再循環が防止される構造となっている。また、排出部４０には、複数の外部排出ファン４１が設けられている。なお、検出器ユニット２０およびその周辺部の構成は、その配置を説明するために概略的に示したものであって、詳細な構成については後に詳しく説明する。

被検体Ｈには、放射性薬剤、例えば、半減期が１１０分の^１８Ｆを含んだフルオロデオキシグルコース（ＦＤＧ）が投与される。この放射性薬剤は、例えば、がんの患部に集積する。図１に示すように、このＦＤＧから放出された陽電子の消滅時に生じる一対のγ線（放射線）が、被検体Ｈの体内から同時に１８０度±０．６度の方向に放出される。これらのγ線は、１８０度反対方向に位置する２つの放射線検出器２１で検出される。これらの放射線検出器２１から出力される検出信号に基づいて、被検体Ｈの体内におけるγ線の発生源（放射性薬剤の集積部）の位置がデータ処理装置２により特定される。そして、この特定された位置情報に基づいて被検体ＨにおけるＰＥＴ画像情報（断層像情報）が作成され、これが表示装置３に表示される。
具体的には、データ処理装置２に設けられた同時計測装置によって、複数の検出データの検出時刻データが比較され、同時計測時間窓長、例えば、１０ｎｓ以内である２つのデータが有効データ対として判定される。そして、さらに、データ処理装置２に設けられた画像情報作成装置によって、前記有効データ対の放射線検出器２１のＩＤからγ線対の飛翔方向データを集積し、そのデータから画像再構成を実施してＰＥＴ画像を作成する。そして、作成したＰＥＴ画像が表示装置３に出力される。

（検出器ユニット）
検出器ユニット２０は、図２に示すように、収納部材としての筺体２３と、この筺体２３内に収納される複数のプリント基板Ｐとを備えて構成される。筺体２３は、奥行き方向（ベッドＢ（図１参照）の長手方向（被検体Ｈの体軸方向））に細長く形成されており、その側部には、筺体２３の内部と導入部３０（図１参照）とを連通する複数の連通孔２４が筺体２３の奥行き方向に所定間隔を置いて設けられている。また、天部２５には、筺体２３の内部と排出部４０（図１参照）とを連通する３つの排出孔２５ｂが設けられている。各排出孔２５ｂには、筺体２３内の空気を排出部４０（図１参照）に排出するための排出ファン２６が設けられている。排出ファン２６は、図示しない薄形のモータにより回転駆動されるようになっており、プリント基板Ｐに供給される電源から電力の供給を受けて作動するようになっている。なお、排出ファン２６は、常時作動型であるが、筺体２３内の温度が所定の温度となったことを検出して作動するように構成してもよい。このように構成することで電力の消費を抑えることができる。

プリント基板Ｐは、放射線検出モジュール（以下、検出モジュールという）２０Ａ、および集積回路（以下、ＡＳＩＣという）２０Ｂを有する。検出モジュール２０Ａは、プリント基板Ｐ上に、複数の放射線検出器（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。本実施形態では、プリント基板Ｐ上に、放射線進行方向と直交する方向（図２において矢印Ｘ方向）および放射線進行方向（図２において矢印Ｙ方向）に、複数の検出器２１が整然と稠密配置された構成となっている。これによって、プリント基板Ｐ上における検出器２１の高密度実装化を図っている。したがって、プリント基板Ｐにおけるγ線の検出効率は向上されたものとなり、検査時間を低減している。ここで、Ｘ方向は、ＰＥＴ撮像装置１（図１参照）において周方向にあたり、また、Ｙ方向は、ＰＥＴ撮像装置１において半径方向（放射線進行方向、検出器２１の配置領域から信号処理回路（アナログＡＳＩＣ２８）の配置領域に向かう方向）にあたる。
本実施形態では、プリント基板Ｐが筺体２３の奥行き方向に所定の間隔を置いて複数枚配置されている。そのための構成として、所定間隔にプリント基板Ｐを支持するための図示しない支持部材が、筺体２３の内側面に設けられている。なお、検出器２１は、プリント基板Ｐの下部領域の両面にそれぞれ配置されており、これによって、筺体２３の奥行き方向にも稠密配置された構成となっている。

ここで、検出器２１の細部の説明を行う。検出器２１は、複数枚の半導体検出素子と導電部材とが積層されて構成される。半導体検出素子は、板状の半導体材料によって構成された半導体素子と、その両側面の全面にわたって蒸着法等により形成された薄い膜状の電極とからなる。一方の面に形成された電極がアノード電極であり、他方の面に形成された電極がカソード電極である。半導体素子は、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、ＧａＡｓ等のいずれかの単結晶で形成されている。また、カソード電極、アノード電極は、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、検出素子は、例えば、半導体素子にＣｄＴｅ、カソード電極に主にＰｔ、アノード電極に主にＩｎを用い、ｐｎ接合ダイオードを形成している。
検出器２１をこのような構造とすることにより、電荷の収集効率が高められるとともに、素通りしてしまうγ線の量を少なくして、半導体素子とγ線との相互作用（カウント数）を増やす（感度を上昇させる）ことができる。なお、検出器２１は、必ずしもこのような積層構造とする必要はなく、単層としてもよいし、また、適宜の層構造としてもよい。

ここで、ＰＥＴ撮像装置１では、設置される検出器２１の数が多くなればなるほどγ線が検出され易くなり、かつ、γ線検出の際の位置精度が高められる。このため、検出器２１は、前記のように密に配置されることが好ましく、また、図１に示すように、検出器ユニット２０が、ＰＥＴ撮像装置１内において周方向に近接して配置されることが好ましい。このような配置構造を採ることにより、得られる画像の位置分解能を高めることができる。また、検出器ユニット２０を周方向に近接して配置することにより、隣接する検出器ユニット２０同士の側壁を利用して、後記するように導入部３０を簡単に形成することができる。

かかる構成により、各検出器２１は、ＰＥＴ撮影で用いる５１１ｋｅＶのγ線（放射線）を検出して、そのγ線のエネルギー（半導体素子と相互作用を起こしたエネルギー）に対応したアナログ信号（γ線検出信号）を出力する。

次に、ＡＳＩＣ２０Ｂについて説明する。ＡＳＩＣ２０Ｂは、検出されたγ線の波高値、検出時刻を計測するための特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ２８，２９）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。これらの集積回路は、検出器２１から出力された微弱なγ線検出信号を増幅し、検出したγ線のエネルギーおよび検出時刻を計測する。そして、この計測されたエネルギーおよび検出時刻のデータに、予め設定されている検出器ＩＤを付加し、パケットデータ（デジタルデータ）として出力する。この出力されたパケットデータは、筺体２３内の後方部に設けられた図示しない結合ＦＰＧＡ（Field Programmable Gate Array）に送られる。そして、結合ＦＰＧＡに送られたデータは前記したデータ処理装置２等に送られる。

このようなプリント基板Ｐには、検出モジュール２０Ａが設けられる領域とＡＳＩＣ２０Ｂが設けられる領域との間に仕切り板２２が立設されている。この仕切り板２２は、筺体２３内に複数枚のプリント基板Ｐを装着したときに、隣り合うプリント基板Ｐの背面にそれぞれ接触するようになっており、プリント基板Ｐの検出モジュール２０Ａが設けられる領域とＡＳＩＣ２０Ｂが設けられる領域とを仕切る役割をなす。なお、最前部に位置するプリント基板Ｐの仕切り板２２は、筺体２３の前部内側面（不図示）に接触する。また、最後部に位置するプリント基板Ｐ（不図示）の背面には、筺体２３に設けられた図示しない仕切り部材が接触する。また、プリント基板Ｐの側部と筺体２３の内側面との間には、隙間を埋めるための図示しないシール材が充填され（目張りされ）ている。このような構成により、筺体２３内では、仕切り板２２および図示しないシール材を境にして、検出モジュール２０Ａが配置された空間とＡＳＩＣ２０Ｂが配置された空間とがお互いに分離され、この２つの空間の間で空気の流れが遮断されたものとなっている。ここで、筺体２３の前記した連通孔２４は、ＡＳＩＣ２０Ｂが設けられた空間に対応して開口形成されている。したがって、前記した排出ファン２６を作動させると、筺体２３の各連通孔２４を通じて筺体２３内に空気が（導入部３０から）流れ込み、流れ込んだ空気は、ＡＳＩＣ２０Ｂが配置された空間を通過して排出ファン２６により筺体２３の外部（排出部４０）に排出される。これにより、ＡＳＩＣ２０Ｂが空気により良好に冷却され、ＡＳＩＣ２０Ｂの熱によって検出器２１が加熱されることが防止される。したがって、検出器２１が高温に曝されることがない。

シール材としては、熱伝導率が低く、隙間に対する充填性に優れた材料、例えば、ウレタンを用いることができる。好ましくは、電磁波を遮へいすることが可能な部材、例えば、金属材でウレタンを包むとよい。このような電磁波を遮へいすることが可能な部材を用いることにより、集積回路（デジタルＡＳＩＣ２９等）から発生する電磁波から検出器２１を防御することができる。これにより、検出器２１の時間分解能及びエネルギー分解能を高めることができる。また、シール材は、弾性を有する部材、例えばゴム等の弾力性を備えた部材を用いることが好ましい。このような部材を用いることにより、隙間の目張りを行う作業がより簡便化し、さらに、検出器ユニット２０を運ぶ際にプリント基板Ｐに振動が生じても、これを好適に抑制することができる。

このような筺体２３を有する検出器ユニット２０は、図３に示すように、ＰＥＴ撮像装置１の前面側から切欠４Ａを通じて挿入され、ＰＥＴ撮像装置１内に設けられた前フレーム４と後フレーム５との間にボルト等により着脱可能に位置決めされて取り付けられる。本実施形態では、前フレーム４と後フレーム５との間を、平板状に形成された複数枚の隔壁５０で連結している。
隔壁５０は、図４に示すような、取付具５１，５１を介して前フレーム４と後フレーム５（図３参照）に固定され、隣接する検出器ユニット２０間の天部２５の側方に位置する状態に設けられる。隔壁５０の両側部５２，５２は、断面丸形に形成されており、検出器ユニット２０の筺体２３の天部２５の側方に設けられた溝部２５ａに係合可能となっている。これにより、隔壁５０は、ＰＥＴ撮像装置１（図３参照）に対して検出器ユニット２０を着脱する際のガイド部として機能させることができる。

また、図５（ａ）に示すように、隔壁５０の両側部５２，５２を樹脂等のシール部材５２ａ，５２ａで被覆することにより、筺体２３の溝部２５ａと隔壁５０の両側部５２，５２との密着性（シール性）を高めることができる。なお、隔壁５０の側部５２に筺体２３の溝部２５ａを係合しておいてから、図５（ｂ）に示すように、外側からシール部材５３で被覆することもできる。ここで、シール部材５３としては、簡易にシールを行うことができるシールテープ等を用いることもできる。

さらに、図６に示すように、検出器ユニット２０は、下部が傾斜状にすぼまる形状とされているので、その分、隣り合う検出器ユニット２０の検出器２１同士は、周方向に近接して配置されることとなる。これにより、周方向に隣り合う検出器２１相互間の間隔が狭くなる。これによって、放射線の検出感度を向上させることができる。したがって、検査時間の短縮を図ることが可能となる。

次に、導入部３０および排出部４０について説明する。本実施形態では、図６に示すように、計測空間部Ｋに近い側から順に導入部３０および排出部４０が配置されており、導入部３０と排出部４０との間が隔壁５０によってお互いに仕切られた構成となっている。
導入部３０は、隣接する検出器ユニット２０の筺体２３の側壁同士と、隔壁５０とで囲われる正面視三角形の空間部によって形成されている。ここで、導入部３０の前面側は、図３に示すように、前フレーム４に一体的に設けられた三角部４Ｂにより塞がれ、また、導入部３０の後面側、つまり、後フレーム５の導入部３０に対応するそれぞれの部位には、図７（ａ），図８に示すように、後面視三角形の空気の入口部３１が開口形成されている。なお、図７（ａ），図８において、符号６０を付してＰＥＴ撮像装置１の後面側に設けられる空気の導入口を示した。導入口部６０の詳細については後記する。

入口部３１の口縁には、図８に示すように、空気を入口部３１に誘導する湾曲板状の誘導案内部３２が設けられている。誘導案内部３２は、図７（ｂ）に示すように、隣接する誘導案内部３２と対になって、断面ベルマウス状に形成されており、空気を入口部３１に効率よく誘導案内するようになっている。これにより、入口部３１を通じて導入部３０に空気がスムーズに導入されることとなる。

また、導入部３０内におけるスムーズな空気の流れを形成するための部材として、図３に示すように、三角平板状のガイド部材２３Ａが検出器ユニット２０の筺体２３の側壁に取り付けられている。このガイド部材２３Ａは、筺体２３の側壁に対して傾斜状に取り付けられるようになっており、導入部３０内の空間を後フレーム５側から前フレーム４側に向けて次第に狭められる状態に仕切っている。これにより、導入部３０に導入された空気は、筺体２３に設けられた各連通孔２４に対して略均一に導かれるようになる。したがって、筺体２３内を良好に空気が通流し、筺体２３内に複数枚のプリント基板Ｐが収納される構造であるにもかかわらず、複数枚のプリント基板Ｐを良好に冷却することができる。

排出部４０は、図６に示すように、導入部３０の外側において各検出器ユニット２０を取り囲む状態に形成されており、外板６には外部排出ファン４１（排出口）が設けられている。排出部４０は、前記したように、検出器ユニット２０の天部２５に設けられた排出孔２５ｂ（図２参照）を通じて筺体２３内と連通しており、排出ファン２６によって筺体２３内の空気が排出される空間である。そして、排出部４０に排出された空気は、外部排出ファン４１によって、ＰＥＴ撮像装置１の外部へと排出される。本実施形態では、図１に示すように、外板６の上部側に計６個の外部排出ファン４１が配置されており、また、外板６の下部側に左右１個ずつ、計２個の外部排出ファン４１が配置されている。つまり、ＰＥＴ撮像装置１の上部側に多くの外部排出ファン４１が設けられた構成となっている。これにより、ＰＥＴ撮像装置１の上方へ空気を効率よく排出することができる。

このような外部排出ファン４１は、取り付ける場所によって排出能力の異なるものを使用することができる。例えば、前記のように、ＰＥＴ撮像装置１の上部側に多くの外部排出ファン４１が設けられているので、その分、上部側の外部排出ファン４１の排出能力を小さく設定し、下部側に配置される外部排出ファン４１の排出能力を大きく設定するというような構成を採ることができる。このような設定とすることにより、排出部４０の下部側における空気の排出を効率よく行うことができる。

また、複数の外部排出ファン４１の回転数を可変制御するファン制御部を設け、温度センサの検出値に基づいて制御するように構成してもよい。この場合、ファン制御部は、温度センサにより検出された温度が所定の温度よりも高いときに、複数の外部排出ファン４１の回転数をそれぞれ制御して複数の外部排出ファン４１による排出量を上げる制御を行うように構成するとよい。このような構成とすることにより、温度センサによる検出値が所定の温度よりも高いときに、これに対応させて外部排出ファン４１による排熱（冷却）能力を高めることができ、ＡＳＩＣ２０Ｂの効率の良い冷却を行うことができる。これにより、検出器２１の温度上昇を好適に抑えることができ、エネルギー分解能の向上されたＰＥＴ撮像装置１が得られる。なお、温度センサは、検出器ユニット２０内の検出器２１が配置される空間に設けてもよいし、ＡＳＩＣ２０Ｂ側のプリント基板Ｐ上に設けて、検出器２１の温度を所定の関係に基づいて推定できるように構成してもよい。
また、各検出器ユニット２０が略均一に冷却されるように、温度センサの検出値に基づいて、複数の外部排出ファン４１の回転数をファン制御部によって可変制御するように構成してもよい。この場合、各検出器ユニット２０の排出ファン２６をこれに連動させて回転数が可変制御されるように構成することもできる。このような構成とすることにより、各検出器ユニット２０に設けられた各検出器２１の温度を空間的（主としてＰＥＴ撮像装置１の周方向）に略均一な温度に冷却することができる。

続いて、導入口部６０について説明する。導入口部６０は、図７（ａ），図８に示すように、ＰＥＴ撮像装置１の後面側に設けられており、全体が計測空間部Ｋを囲む環状を呈して、前記各導入部３０に対して空気を略均一に供給する役割を果たす。導入口部６０には、その環状に設けられた導入口６１内に複数の導入口ファン６２が所定の間隔を置いて環状に配置されており、これら複数の導入口ファン６２の作動により、各導入部３０に向けて略均一に空気が供給されるようになっている。つまり、導入口６１が環状となっていて略均一に空気が取り込まれることと、導入口ファン６２が環状に配置されていて取り込まれた空気が略均一に吹き付けられることとの相乗効果により、その流れの下流側に位置する各導入部３０に略均一に空気が供給されるようになる。導入口６１には、取り込まれる空気の塵埃を除去する環状の防塵用フィルタ６３が設けられている。
なお、必要な冷却風量が十分確保されていれば、導入口ファン６２は必ずしも設けなくてもよい。

また、導入口部６０は、空気の導入方向に順に、防塵用フィルタ６３および複数の導入口ファン６２が配置されており、防塵用フィルタ６３全体を略均一に空気が通過することとなるので、防塵用フィルタ６３の部分的な目詰まりが回避され、長時間にわたって空気を略均一に供給することができる。なお、本実施形態では、塵埃の影響を受け難いＡＳＩＣ２０Ｂを空気により冷却するので、防塵用フィルタ６３としては、比較的目の粗いものを使用することができ、目詰まりも生じにくくなっている。
また、防塵用フィルタ６３は、各導入部３０の開口部３１を覆う円環状とされており、各開口部３１の面積を足した合計面積よりも大きな面積を有しているので、防塵用フィルタ６３を通過する空気の風速は小さくなる。この結果、防塵用フィルタ６３における集塵効率が上がり、さらに防塵用フィルタ６３における圧力損失も抑えられることとなるため、冷却風量を確保し易いという効果が得られる。

次に、このようなＰＥＴ撮像装置１における冷却について説明する。はじめにＰＥＴ撮像装置１の図示しない電源スイッチを操作してＰＥＴ撮像装置１に電力を供給すると、ＰＥＴ撮像装置１の作動に連動して、図９に示すように、導入口部６０の導入口ファン６２が作動し、防塵用フィルタ６３を通じて導入口６１から空気が取り込まれる。ここで、導入口部６０に取り込まれる空気は、ＰＥＴ撮像装置１が設置される部屋内の空気であり、通常、部屋内に設置されたエアコン等によって所定の温度に設定管理されている。したがって、導入口部６０に取り込まれる空気をＡＳＩＣ２０Ｂの冷却に有効に利用することができる。
導入口６１から取り込まれた空気は、複数の導入口ファン６２により各導入部３０の入口部３１に向けて略均一に吹き付けられる。入口部３１の口縁には、断面ベルマウス状に湾曲形成された誘導案内部３２が設けられているので、空気は、誘導案内部３２を介して入口部３１に効率よく誘導案内され、入口部３１を通じて導入部３０にスムーズに導入されることとなる。

ここで、導入部３０内には、三角平板状のガイド部材２３Ａが設けられているので、導入部３０に導入された空気は、筺体２３に設けられた複数の連通孔２４に対して略等しく導かれるようになる。
そして、図１０に示すように、複数の連通孔２４を通じて検出器ユニット２０内のＡＳＩＣ２０Ｂが配置される空間に空気が導入され、ＡＳＩＣ２０Ｂが冷却される。これによりＡＳＩＣ２０Ｂの温度上昇が抑制され信号処理系の熱暴走も防止される。したがって、装置の信頼性が向上する。

ＡＳＩＣ２０Ｂを冷却した後の空気は、排出ファン２６を通じて排出部４０に排出される。このとき、導入部３０と排出部４０との間が隔壁５０で仕切られているので、排出部４０に排出された空気が導入部３０に戻るという再循環が防止される。また、排出ファン２６の作動によって、検出器ユニット２０内に導入された空気は速やかに排出部４０に排出されることとなり、効率のよい冷却が実現される。

なお、供給される空気の供給量は、検出器２１の数（プリント基板Ｐの数量）およびＡＳＩＣ２０Ｂの温度上昇状況等を考慮して、ＡＳＩＣ２０Ｂの熱暴走や素子の破壊を生じない程度に冷却可能で、かつ、検出器２１が低温に維持されるように設定する。

排出部４０に排出された空気は、外板６に設けられた複数の外部排出ファン４１によって、ＰＥＴ撮像装置１の外部に排出される。ここで、図１１に示すように、ＰＥＴ撮像装置１のケーシング７には、周方向に沿って網目状の目隠しとなる通気部７ａが設けられており、複数の外部排出ファン４１から排出される空気が通気部７ａを通じて略抵抗なくＰＥＴ撮像装置１の外部に排出される。

ここで、ＰＥＴ撮像装置１の外部に排出される空気は、複数の外部排出ファン４１によってＰＥＴ撮像装置１の半径方向に向けて排出されることとなり、一方、導入口部６０を通じてＰＥＴ撮像装置１内に取り込まれる空気は、ＰＥＴ撮像装置１の後面側から前面側へ向けて、計測空間部Ｋの軸線方向（ベッドＢの長手方向）に流れる。したがって、ＰＥＴ撮像装置１の側面側から排出される空気の流れとＰＥＴ撮像装置１の後面側から取り込まれる空気の流れとは、９０度方向性が異なったものとなり、排出された空気が直接的に導入口部６０に回り込むとういうショートサーキットが防止され、効果的な冷却を実現することができる。
なお、前記ショートサーキットをさらに防止するため、外部排出ファン４１をＰＥＴ撮像装置１の前面側に傾けて設置（前記９０度よりも大きい方向性をもって傾斜設置）し、ＰＥＴ撮像装置１の前面方向へ向けて空気が排出されるように構成してもよい。
また、外部排出ファン４１の傾きを変えずに、外部排出ファン４１の吹出口に、例えば、曲管状ダクト等の導風部材（案内部材）を設けて、排出される空気が前記９０度よりも大きい方向性をもってＰＥＴ撮像装置１の前面方向へ吹き出されるように構成してもよい。このように構成することによっても前記したショートサーキットを良好に防止することができる。

なお、導入口部６０には、図８に示すように、その中央部に計測空間部Ｋに通じる孔部６０ａが形成されており、この孔部６０ａを通じてＰＥＴ撮像装置１の後部側からＰＥＴ撮影に係る被検体Ｈ（図１参照）の位置補正等の補助作業を行うことができ、ＰＥＴ撮影に必要な作業等が損なわれることがない。

なお、本実施形態では、ＰＥＴ撮像装置１が設置される部屋内の空気を吸い込んで、冷却空気として利用し、冷却後に再び部屋内に排出するように構成したが、部屋の外部から空気を吸い込んで冷却後の空気を再び部屋の外へ排出するように構成してもよい。

また、本実施形態で用いているＣｄＴｅを半導体材料とする検出器２１は、光に反応して電荷を発生することから、外部からの光が侵入してこの検出器２１に照射しないように遮光が施されている。具体的には、筺体２３や前フレーム４、後フレーム５は、アルミニウムまたはアルミニウム合金といった遮光性を有する材料から構成され、光が侵入する隙間をなくすように構成されている。

また、排出部４０は、周方向に分割して区切り、各区切られた排出部４０の空間毎に外部排出ファン４１を設けるようにしてもよい。

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）この核医学診断装置によれば、導入部３０と排出部４０との間に、お互いを仕切る隔壁５０を設けたので、導入部３０から検出器ユニット２０を通じて排出部４０に排出されるという導入部３０から排出部４０までの一方向的な空気の流れを形成することができる。これにより、排出部４０に排出された空気が導入部３０に戻るという再循環が防止され、検出器ユニット２０のＡＳＩＣ２０Ｂを空気によって効率的に冷却することができる。したがって、検出器ユニット２０の検出器２１の温度上昇を抑えることができ、検出器２１を所定温度以下に維持して、個々の検出器２１間の温度ばらつきを抑えることができる。これによって、時間分解能やエネルギー分解能が向上し、診断精度を向上させることができるようになる。また、ＰＥＴ撮像装置１の信頼性が向上するとともに、ランニングコストの低減を図ることができる。
（２）エネルギー分解能を向上させることができるので、体内散乱が除去（ノイズが低減）されるようになる。したがって、ＰＥＴ画像の画質および定量性が向上して、診断精度を向上させることができる。さらに、検出器２１が低温に維持されることとなるので、プリント基板Ｐにおける電圧が安定するという利点も得られる。
（３）隔壁５０は隣接する検出器ユニット２０間の天部２５の側方に配置される状態に位置するので、検出器ユニット２０間に形成される導入部３０のスペースを大きくとることができる。これにより、安定した空気の流れを実現することができる。
（４）計測空間部Ｋに近い側から順に導入部３０および排出部４０が配置されるので、ＰＥＴ撮像装置１の内側から径方向外側に向けて検出器２１から離れる方向に空気を流すことができ、ＡＳＩＣ２０Ｂを冷却した後の温度の上昇した空気を検出器２１から遠ざけて排出することができる。これにより、検出器２１を所定温度以下に維持することができる。
（５）導入部３０は、少なくとも、隣接する検出器ユニット２０間の筺体２３の側壁の対向面同士と、隔壁５０とにより囲われる空間部により形成されるので、計測空間部Ｋの周りに必然的に配置される検出器ユニット２０をうまく利用して必要最小限の構成で形成することができる。これにより、冷却のための導入部３０を備えた構造であるにもかかわらず、コストの低減されたＰＥＴ撮像装置１が得られる。
（６）筺体２３には、筺体２３の内部と導入部３０とを連通する複数の連通孔２４と、筺体２３の内部と排出部４０とを連通する排出孔２５ｂが形成されているので、導入部３０から筺体２３内に導入された空気を筺体２３内から排出部４０にスムーズに流すことができ、効率のよい冷却を実現することができる。
（７）導入部３０には、複数の連通孔２４に対して空気を導くためのガイド部材２３Ａが設けられているので、筺体２３内に収納された各プリント基板ＰのＡＳＩＣ２０Ｂを良好に冷却することができ、個々の検出器２１間の温度のばらつき（主として体軸方向）を抑えて、エネルギー分解能が向上する。
（８）検出器ユニット２０の筺体２３の排出孔２５ｂには、排出部４０に空気を排出する排出ファン２６が設けられているので、筺体２３内の空気を効率よく排出部４０に排出することができ、ＡＳＩＣ２０Ｂの温度上昇を好適に防止することができる。
（９）排出部４０には、ＰＥＴ撮像装置１の外部に空気を排出する複数の外部排出ファン４１が設けられているので、各検出器ユニット２０から排出部４０に排出された空気をＰＥＴ撮像装置１の外部に効果的に排出することができ、冷却効率が高くＰＥＴ画像の画質および定量性が向上して、診断精度を向上させることができるＰＥＴ撮像装置１が得られる。
（１０）外板６の上部側に配置される外部排出ファン４１よりも下部側に配置される外部排出ファン４１の方の排出能力を大きく設定することにより、少ない数の外部排出ファン４１でも効率よく排出部４０の空気をＰＥＴ撮像装置１の外部に排出することができる。
（１１）ＰＥＴ撮像装置１の後部側における計測空間部Ｋの周りには、各導入部３０に空気を供給する環状の導入口部６０が設けられているので、各導入部３０に向けて略均一に空気が供給され、各検出器ユニット２０間でばらつきの少ない冷却を実現することができる。また、導入口６１には、取り込まれる空気の塵埃を除去する環状の防塵用フィルタ６３が設けられているので、塵埃が好適に除去され、長期間使用しても冷却能力が低下しにくくなる。
また、防塵用フィルタ６３は、円環状に形成され、各導入部３０の開口部３１を十分に覆う大きな面積を備えているので、防塵用フィルタ６３を通過する空気の風速は小さくなる。この結果、防塵用フィルタ６３での集塵効率が上がる。このことは、ミリオーダーの間隔で数１００Ｖの電圧が印加されるプリント基板Ｐ上において、塵埃付着に起因する短絡を未然に防止することとなり、ＰＥＴ撮像装置１の故障防止に寄与する。さらに防塵用フィルタ６３での圧力損失も抑えられるため冷却風量を確保し易くなる。
（１２）導入口６１には複数の導入口ファン６２が環状に配置されているので、取り込まれた空気が略均一に導入部３０へ向けて吹き付けられることとなり、各検出器ユニット２０間でばらつきのない冷却を実現することができる。
（１３）導入部３０に設けられた入口部３１に、空気を入口部３１に誘導する断面ベルマウス形状の誘導案内部３２が設けられているので、導入部３０に効率よく空気が導入されることとなり、検出器ユニット２０のＡＳＩＣ２０Ｂを効率よく冷却することができる。
（１４）冷却用媒体として、ＰＥＴ撮像装置１の周りの空気（設置室内の空気）が使用されているので、別途、冷却用の配管設備等を室外から設置室内に配索して設けるような冷却装置等で冷却を行う場合に比べ、冷却のための設備を著しく簡易に構成することができ、コストの低減を図ることができる。
（１５）検出器２１として半導体放射線検出器を使用しているので、エネルギー分解能が向上し、体内散乱によるγ線を除去することができる。したがって、診断精度を向上させることができる。特に、３Ｄ撮像時において、体内散乱によるγ線の増加が抑えられＰＥＴ画像の高画質化が図れると共に定量性のある検査が可能となる。
（１６）検出器２１の材質は、ＣｄＴｅ、ＣｄＺｎＴｅおよびＧａＡｓのいずれかにて構成されており、温度の影響をうけ易くなっているので、前記したような一方向的な冷却空気の流れを形成することにより、検出器２１の温度を所定値以下に好適に維持して、検出器２１の性能を最大限発揮したＰＥＴ撮像装置１が得られる。
（１７）検出器ユニット２０が、前フレーム４および後フレーム５に保持されて固定されるので、検出器ユニット２０の取り付け取り外しが行い易く、保守性が高い。
（１８）外部排出ファン４１は、取り付ける場所によって排出能力の異なるものを使用したり、また各外部排出ファン４１の回転数を温度センサの検出値等に基づいて可変制御したりすることによって、各検出器ユニット２０の風量が略均一になるように構成することができる。このような構成とすることにより、各検出器ユニット２０に設けられた各検出器２１の温度を空間的（主としてＰＥＴ撮像装置１の周方向の空間）に略均一な温度に冷却することができる。
（１９）本実施形態では、検出器ユニット２０の冷却を全て強制空冷にて行うことができる。したがって、例えば水冷で行うときのようにチラー等の特別な機器を導入する必要がないため、検査施設（管理区域）に対する設備の余分な負担が生じない。つまり、既存の設備に大きく手を加えずにＰＥＴ撮像装置１を設置することができる。また、水冷管路の破断等に伴う水漏れや結露による装置異常停止の恐れもない。

本発明の好適な実施形態である核医学診断装置としてのＰＥＴ撮像装置の構成を模式的に示した正面図である。 検出器ユニットを示す斜視図である（一部切断）。 ＰＥＴ撮像装置の構成を模式的に示した分解斜視図である。 隔壁と検出器ユニットとを表した斜視図である。 （ａ）（ｂ）は隔壁と検出器ユニットとの係合を示した模式断面図である。 導入部と排出部とを模式的に示した断面図である。 （ａ）はＰＥＴ撮像装置の構成を模式的に示した後面図、（ｂ）は誘導案内部を示した模式拡大断面図である。 ＰＥＴ撮像装置の後面側の構成を模式的に示した分解斜視図である。 空気の流れを示した模式断面図である。 空気の流れを示した模式斜視図である（一部断面）。 ＰＥＴ撮像装置の構成を模式的に示した斜視図である。

符号の説明

１ ＰＥＴ撮像装置
４ 前フレーム
５ 後フレーム
２０ 検出器ユニット
２０Ａ 検出モジュール
２０Ｂ ＡＳＩＣ
２１ 放射線検出器
２３ 筺体
２３Ａ ガイド部材
２４ 連通孔
２５ 天部
２５ａ 溝部
２５ｂ 排出孔
２６ 排出ファン
３０ 導入部
３１ 入口部
３２ 誘導案内部
４０ 排出部
４１ 外部排出ファン
５０ 隔壁
６０ 導入口部
６２ 導入口ファン
６３ 防塵用フィルタ
Ｂ ベッド
Ｈ 被検体
Ｋ 計測空間部
Ｐ プリント基板

Claims (24)

1. 被検体が挿入される計測空間部が形成された撮像装置を有し、
   前記撮像装置は、
   複数の放射線検出器および信号処理装置を有して前記計測空間部の周りに配置される検出器ユニットと、
   隔壁によって仕切られた導入部および排出部と、を備え、
   前記導入部に導入された冷却用媒体が前記信号処理装置を冷却した後に、前記隔壁によって仕切られた前記排出部へ排出されることを特徴とする核医学診断装置。
2. 被検体が挿入される計測空間部が形成された撮像装置を有し、
   前記撮像装置は、
   複数の放射線検出器および信号処理装置を有して前記計測空間部を囲んで配置される複数の検出器ユニットと、
   隔壁によって仕切られた導入部および排出部と、を備え、
   前記導入部が、隣接する前記検出器ユニット間に設けられ、
   前記導入部に導入された冷却用媒体が前記信号処理装置を冷却した後に、前記隔壁によって仕切られた前記排出部へ排出されることを特徴とする核医学診断装置。
3. 被検体が挿入される計測空間部が形成された撮像装置を有し、
   前記撮像装置は、
   複数の放射線検出器および信号処理装置を有して前記計測空間部を囲んで配置される複数の検出器ユニットと、
   隔壁によって仕切られた導入部および排出部と、を備え、
   前記導入部が、隣接する前記検出器ユニット間に設けられるとともに、
   前記計測空間部に近い側から順に前記導入部および前記排出部が配置され、
   前記導入部に導入された冷却用媒体が前記信号処理装置を冷却した後に、前記隔壁によって仕切られた前記排出部へ排出されることを特徴とする核医学診断装置。
4. 前記隔壁は隣接する前記検出器ユニット間に配置されていることを特徴とする請求項２または請求項３に記載の核医学診断装置。
5. 前記検出器ユニットは、複数の前記放射線検出器と前記信号処理装置とを含む基板が収納部材内に複数設けられてなり、前記導入部は、少なくとも、隣接する前記検出器ユニットの前記収納部材の対向面同士と、前記隔壁とにより囲われる空間部により形成されることを特徴とする請求項２から請求項４のいずれか１項に記載の核医学診断装置。
6. 前記収納部材には、前記収納部材の内部と前記導入部とを連通する連通孔と、前記収納部材の内部と前記排出部とを連通する排出孔が設けられていることを特徴とする請求項５に記載の核医学診断装置。
7. 前記連通孔は前記収納部材に複数設けられており、前記導入部には、これらの連通孔に前記冷却用媒体を導くためのガイド部が設けられていることを特徴とする請求項６に記載の核医学診断装置。
8. 前記収納部材の前記排出孔には、前記排出部に前記冷却用媒体を排出する排出ファンが設けられていることを特徴とする請求項６または請求項７に記載の核医学診断装置。
9. 前記排出部には、前記撮像装置の外部に前記冷却用媒体を排出する外部排出ファンが複数設けられていることを特徴とする請求項１から請求項８のいずれか１項に記載の核医学診断装置。
10. 複数の前記外部排出ファンは、前記撮像装置の上部側に配置される前記外部排出ファンよりも前記撮像装置の下部側に配置される前記外部排出ファンのほうが排出能力を大きく設定されていることを特徴とする請求項９に記載の核医学診断装置。
11. 複数の前記外部排出ファンの回転数をそれぞれ制御するファン制御部と、前記検出器ユニットに設けられ、前記検出器ユニットの温度を検出する温度センサとを備え、
    前記ファン制御部は、前記温度センサにより検出された温度が所定の温度よりも高いときに、複数の前記外部排出ファンの回転数をそれぞれ制御して複数の前記外部排出ファンによる排出量を上げることを特徴とする請求項９または請求項１０に記載の核医学診断装置。
12. 被検体が挿入される計測空間部が形成された撮像装置を有し、
    前記撮像装置は、
    複数の放射線検出器および信号処理装置を有して前記計測空間部を囲んで配置される複数の検出器ユニットと、
    隔壁によって仕切られた導入部および排出部と、を備え、
    前記導入部が、前記検出器ユニットに対応して前記計測空間部を囲んで配置され、
    前記導入部に導入された冷却用媒体が前記信号処理装置を冷却した後に、前記隔壁によって仕切られた前記排出部へ排出される核医学診断装置であって、
    前記各導入部に前記冷却用媒体を供給する環状の導入口部を前記計測空間部の周りに設けたことを特徴とする核医学診断装置。
13. 被検体が挿入される計測空間部が形成された撮像装置を有し、
    前記撮像装置は、
    複数の放射線検出器および信号処理装置を有して前記計測空間部を囲んで配置される複数の検出器ユニットと、
    隔壁によって仕切られた導入部および排出部と、を備え、
    前記導入部が、前記検出器ユニットに対応して前記計測空間部を囲んで配置され、
    前記導入部に導入された冷却用媒体が前記信号処理装置を冷却した後に、前記隔壁によって仕切られた前記排出部へ排出される核医学診断装置であって、
    前記撮像装置の後面側における前記計測空間部の周りに設けられ、前記各導入部に前記冷却用媒体を供給する環状の導入口部と、
    前記排出部に設けられ、前記排出部に排出された前記冷却用媒体を前記撮像装置の側方へ排出する排出口と、を具備したことを特徴とする核医学診断装置。
14. 前記環状の導入口部には、防塵用フィルタが設けられていることを特徴とする請求項１２または請求項１３に記載の核医学診断装置。
15. 前記環状の導入口部には、前記冷却用媒体を前記導入部に供給するための導入口ファンが設けられており、前記冷却用媒体の導入方向に順に、前記防塵用フィルタおよび前記導入口ファンが配置されていることを特徴とする請求項１４に記載の核医学診断装置。
16. 前記導入部に設けられた前記冷却用媒体の入口部に、前記冷却用媒体を前記入口部に誘導する誘導案内部が設けられていることを特徴とする請求項１から請求項１５のいずれか１項に記載の核医学診断装置。
17. 前記導入部の前記入口部は、前記誘導案内部によって断面ベルマウス状に形成されていることを特徴とする請求項１６に記載の核医学診断装置。
18. 前記排出口には、排出された前記冷却用媒体を前記撮像装置の前面側へ導く案内部材が設けられていることを特徴とする請求項１３から請求項１７のいずれか１項に記載の核医学診断装置。
19. 前記冷却用媒体が前記撮像装置の外部から吸入される冷却空気であることを特徴とする請求項１から請求項１８のいずれか１項に記載の核医学診断装置。
20. 前記放射線検出器は、半導体放射線検出器であることを特徴とする請求項１から請求項１９のいずれか１項に記載の核医学診断装置。
21. 前記放射線検出器の半導体領域が、ＣｄＴｅ、ＣｄＺｎＴｅおよびＧａＡｓのいずれかにて構成されている請求項２０に記載の核医学診断装置。
22. 複数の放射線検出器および信号処理装置を含んで、被検体が挿入される計測空間部の周りに配置される検出器ユニットと、隔壁によって仕切られた導入部および排出部と、を備え、前記導入部に導入された冷却用媒体が前記信号処理装置を冷却した後に、前記隔壁によって仕切られた前記排出部へ排出される核医学診断装置の冷却方法であって、
    前記導入部に前記冷却用媒体を供給することを特徴とする核医学診断装置の冷却方法。
23. 複数の放射線検出器および信号処理装置を含んで、被検体が挿入される計測空間部の周りに配置される複数の検出器ユニットと、隔壁によって仕切られた導入部および排出部と、を備え、前記導入部が、隣接する前記検出器ユニット間に設けられ、前記導入部に導入された冷却用媒体が前記信号処理装置を冷却した後に、前記隔壁によって仕切られた前記排出部へ排出される核医学診断装置の冷却方法であって、
    前記導入部に前記冷却用媒体を供給することを特徴とする核医学診断装置の冷却方法。
24. 複数の放射線検出器および信号処理装置を含んで、被検体が挿入される計測空間部の周りに配置される複数の検出器ユニットと、隔壁によって仕切られた導入部および排出部と、を備え、前記導入部が、隣接する前記検出器ユニット間に設けられるとともに、前記計測空間部に近い側から順に前記導入部および前記排出部が配置され、前記導入部に導入された冷却用媒体が前記信号処理装置を冷却した後に、前記隔壁によって仕切られた前記排出部へ排出される核医学診断装置の冷却方法であって、
    前記導入部に前記冷却用媒体を供給することを特徴とする核医学診断装置の冷却方法。

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