JP2009198343A - 検出器配列基板およびこれを用いた核医学診断装置 - Google Patents

Abstract

【課題】検出感度および空間分解能を向上し得る検出器配列基板およびこれを用いた核医学診断装置を提供する。
【解決手段】本発明に関わる検出器配列基板３０は、放射線を検出する複数の検出器を形成するために該検出器にそれぞれ接続され各検出器の信号を読み出す信号電極５２と各検出器にバイアス電圧を印加するバイアス電極５３とを有する検出素子５０を複数重ねた扁平状の検出モジュール４０を備え、放射線を検出するＸＺ平面について、Ｘ方向に複数の検出器を有する検出モジュール４０を配置するとともに、Ｚ方向に配線基板３２の両平面または片平面に検出モジュール４０を扁平構造に配置して検出器を積層し、Ｙ方向に複数の検出モジュール４０を設けている。
【選択図】図３

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 computed Tomography、以下、「ＰＥＴ」と称する）等に好適な検出器配列基板およびこれを用いた核医学診断装置に関する。

患者などの被検体に、ＲＩ（放射性同位元素）で標識した薬剤を投与し、そのＲＩから放出されるγ線を検出して、被検体内のＲＩ分布を取得する装置を総じて核医学撮像装置と呼ぶ。核医学撮像装置の代表的なものに、γカメラ、単光子放射型ＣＴ（Single photon emission computed tomography, SPECT）装置、ＰＥＴ装置などがある。

γカメラは、被検体内から放出されるγ線を平面型検出器によって測定し、その平面分布をイメージングする装置であり、検出器の前面にはコリメータを取り付け、γ線の入射方向を制限し指向性を与えている。

ＳＰＥＣＴは、γカメラと同様の平面型検出器を被検体の周囲に配置して被検体内から放出されるγ線を検出し、Ｘ線ＣＴと同様に画像化処理してＲＩ分布の体軸断層像等を撮像する装置である。ＳＰＥＣＴもγカメラ同様、検出器前面にコリメータを取り付け、γ線入射方向を制限している。ＳＰＥＣＴに用いられるＲＩは単一のγ線を放出する核種であり、例えば^９９ｍＴｃや^１２３Ｉ等が用いられ、これらのＲＩ分布を画像化し、臓器の循環、代謝情報を知ることができる。

ＰＥＴ装置は、被検体周囲に配置したリング状検出器によって被検体内から放出されるγ線を検出し、画像化処理してＲＩ分布の体軸断層像等を撮像する装置である。陽電子(β^＋)放出核種で標識した放射性薬剤を投与し、β^＋を放出して電子と結合し消滅する際にほぼ反対方向(１８０°±０．６°)に放出する５１１ｋｅＶの対消滅γ線を検出対象としている。

ＰＥＴ装置は、同じタイミングで検出されたγ線を同時計数回路で選出すれば、２本の消滅γ線の入射方向を推定することができるため、γカメラやＳＰＥＣＴと異なり機械的なコリメータを使用する必要がない。ＰＥＴ撮像に用いられる陽電子放出核種には、^１８Ｆ、^１５Ｏ、^１１Ｃなどがある。例えば、腫瘍組織は糖代謝が激しく、糖を高集積することから、^１８Ｆで標識した薬剤（糖の一種）であるフルオロデオキシグルコース（2-[F-18]fluoro-2-deoxy-D-glucose, ^１８Ｆ-ＦＤＧ）を被検体内に投与すると、トレーサである^１８Ｆも腫瘍組織に集積する。このときのＰＥＴ像から、腫瘍部位を定量的に特定できる。

従来、核医学撮像装置では、γ線を検出する検出器として、主に酸化ビスマスゲルマニウム（ＢＧＯ）やタリウム添加ヨウ化ナトリウム(ＮａＩ(Ｔｌ))等の物質で構成されたシンチレータを用いていた。この検出器に入射したγ線をシンチレータによって一旦微弱な光に変換し、この微弱な光を光電子増倍管やフォトダイオード等で電気信号に変換している。そのため、核医学撮像装置が大型化してしまうという問題があった。

そこで、現在テルル化カドミウム（ＣｄＴｅ）やテルル化カドミウム亜鉛（ＣｄＺｎＴｅ）等の半導体セルで構成される半導体検出器が注目されている。これら半導体検出器はγ線を電荷キャリア（電子と正孔）へと直接的に変換する。したがって、個々の半導体セルでγ線を検出できるため、シンチレータと光電子増倍管を用いた場合に比べ装置の小型軽量化が期待できる。また、生成される電荷キャリア数も、シンチレータ検出器によって得られる数に比べて非常に多く、このことは良好なエネルギー分解能を得られることを意味している。なお、エネルギ分解能とは、ガンマ線のエネルギの値を精度よく検出できる能力をいう。例えば、５１１ｋｅＶのガンマ線を正しく５１１ｋｅＶのエネルギとして検出できることである。

ところで、核医学診断装置の一種であるＰＥＴ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。なお、検出感度とは、所定のエネルギ窓内のガンマ線を多く検出できる能力をいう。
これらの要望は、ＳＰＥＣＴ装置、およびγカメラの他の核医学診断装置においても存在する。そのための検出器配列手段として、特許文献１の図５に示すように半導体放射線検出素子が金属板を介して複数枚積層された構造からなる検出モジュールを、積層面が配線基板に垂直となるように配列している。

特開２００７−７８３６９号公報（図５等）

上述のように半導体検出器の特長は良好なエネルギー分解能であり、エネルギー分解能が良好であることは画像診断において高精細かつ定量性の高さという利点に繋がる。そしてこの利点は、空間分解能と検出感度の向上と共に一層顕著なものとなる。なお、空間分解能とは、ガンマ線の出射位置を精度よく検出できる能力をいう。

反面、ＣｄＴｅに代表される半導体素子は一般的に機械的な衝撃や欠損に敏感であり、それを保護する都合上、特許文献１の図５に示すような金属板等で表面を保護し支持する必要があり、半導体素子に金属板を固定した後、基板に取り付けている。
また、ＰＥＴ装置のように膨大な数の検出器を配線基板に搭載する場合、コスト低減の観点から自動搭載装置で取り扱えることが望ましい。但し、この場合、装置の搭載位置誤差を考慮し、各々の検出モジュールが当接しないように一定の間隙を設ける必要がある。

このような、金属板や間隙の存在はγ線検出におけるデッドスペース、即ち検出感度及び空間分解能の低下を招く恐れがある。従って、このような問題を最小化できる検出素子、モジュール、及び検出配列基板が望まれる。
本発明は上記実状に鑑み、検出感度および空間分解能を向上し得る検出器配列基板およびこれを用いた核医学診断装置の提供を目的とする。

第１の本発明の検出器配列基板は、被検体の体軸と同方向のＺ方向および前記被検体内の放射性物質からの放射線入射方向と略同方向のＹ方向および前記Ｚ方向と前記Ｙ方向とが形成するＺＹ平面と垂直なＸ方向で形成されるＸＹＺ空間に前記放射線を電気信号に換えて検出する検出素子が配置される検出器配列基板であって、前記放射線を検出する複数の検出器を形成するために該検出器にそれぞれ接続され前記各検出器の信号を読み出す信号電極と前記各検出器にバイアス電圧を印加するバイアス電極とを有する前記検出素子を複数重ねた扁平状の検出モジュールを備え、前記放射線を検出するＸＺ平面について、前記Ｘ方向に前記複数の検出器を有する前記検出モジュールを配置するとともに、前記Ｚ方向に配線基板の両平面または片平面に検出モジュールを扁平構造に配置して前記検出器を積層し、前記Ｙ方向に複数の前記検出モジュールを設けている。

第２の本発明の核医学診断装置は、第１の本発明の検出器配列基板をＺ方向へ複数配列した検出器配列構造を備えている。

本発明によれば、検出感度および空間分解能を向上し得る検出器配列基板およびこれを用いた核医学診断装置を実現できる。

次に、添付図面を参照し、本発明を実施するための最良の実施形態について詳細に説明する。
＜＜ＰＥＴ装置１の全体構成＞＞
本発明の一実施形態である核医学診断装置のＰＥＴ装置１は、図１に示すように、検査に際し陽電子放出核種で標識した薬剤を投与した患者等の被検体Ｐが横たわるベッド１３と、ベッド１３上の被検体Ｐが矢印α1方向に移動され被検体Ｐ体内の陽電子放出核種の集積部Ｃから発せられる消滅γ線対を測定するガントリ１１と、ガントリ１１で取得し処理した信号を基にデータの収集および解析を行うデータ処理装置１２と、データ処理装置１２で収集、解析した結果を表示する表示装置１４、キーボード等を有する入出力操作装置１５とを具備し構成されている。なお、図１は、ＰＥＴ装置１の全体構成を示す斜視図である。
ここで、表示装置１４等を有する入出力操作装置１５は、該入出力操作装置１５を操作する検査技師の放射線の被曝を避けるため、少なくとも、ガントリ１１、ベッド１３等が配置される検査室(図示せず)外に配置されている。

＜＜ガントリ１１内の検出部１１ｋの検出器配列基板３０＞＞
図２は、被検体Ｐ(図１中の二点鎖線で示す)を検査中のＰＥＴ装置１のガントリ１１内部の消滅γ線対を検出する検出部１１ｋの要部構造を示す図１のＡ−Ａ線断面概念図である。
図２に示すように、ガントリ１１内の検出部１１ｋは、被検体Ｐ内の陽電子放出核種の集積部Ｃからのγ線を検出するＣｄＴｅ(テルル化カドミウム)半導体の検出素子５０を有する複数の検出モジュール４０と該検出モジュール４０のγ線による検出信号を処理する信号処理部３１とを有する検出器配列基板３０を、ベッド１３上の被検体Ｐをほぼ中心に互いに対向する態様で、対を成して合計６個備えている。
ここで、検出器配列基板３０を被検体Ｐをほぼ中心に互いに対向して構成することにより、陽電子放出核種の集積部Ｃの位置に関するデータ分析が容易になる。なお、検出器配列基板３０は、対向することなく構成することも可能である。

ここで、図１、図２等で示すＸ方向、Ｙ方向、およびＺ方向とは、次のように定められる。
図１、図２に示すＺ方向(図２の紙面に垂直方向)とは、被検体Ｐの体軸方向と同方向をいう。
そして、検出モジュール４０を有する検出器配列基板３０が、Ｚ方向(図２の紙面に垂直方向)、すなわち被検体Ｐの体軸方向廻りに環状配置されており、図２中のＸ方向とは、ＰＥＴ装置１における被検体Ｐを中心とする周方向、すなわち接線方向をいい、図２中のＹ方向とは、被検体Ｐを中心とする径方向、すなわち被検体Ｐ体内の陽電子放出核種の集積部Ｃから放出される消滅γ線対が主に入射する方向をいう。

ここで、図２においては、検出器配列基板３０を平面的に図示しているので、図２の紙面に検出器配列基板３０が垂直方向に重なって見えるが、この検出器配列基板３０は、被検体Ｐの体軸方向、すなわちＺ方向に複数配列されており(図２の検出器配列基板３０をＢ方向から見た斜視図の図３参照)、ＰＥＴ装置１における検出器配列基板３０は３次元構造を成している。
この検出モジュール４０を構成するＣｄＴｅ半導体の単結晶に電圧を印加すると、放射線の量やエネルギに応じた電気信号を検出することができることから、検出モジュール４０のＣｄＴｅ半導体の単結晶は、γ線を効率良く吸収して電気信号に直接変換し、γ線の検出感度が高くエネルギ分解能が良好である。

図２に示す検出器配列基板３０に搭載される検出モジュール４０の信号処理部３１は、信号処理回路等で構成され、γ線の入射による検出モジュール４０から出力される電気信号の波形整形および増幅を行なった後、電圧信号波高(γ線のエネルギに相当)のアナログ−デジタル変換、増幅器アドレス−検出器ＸＹアドレス変換、データ時刻情報の取得、および個々のＣｄＴｅ半導体検出素子の厚さ等の特性を補正するリアルタイム波高キャリブレーション等の信号処理を行っている。

＜＜検出器配列基板３０の検出モジュール４０＞＞
図３は、図２の一つの検出器配列基板３０をＢ方向から見た拡大斜視図であり、信号処理部３１は省略している。
なお、図３において、信号処理部３１を図示した場合、信号処理部３１は図３の紙面右側に図示されるものであり、また、陽電子放出核種の集積部Ｃからのγ線は、図３中、左から右に向けて検出器配列基板３０に入射する。

図３に示すように、検出器配列基板３０は、検出モジュール４０を、ＰＥＴ装置１の被検体Ｐ廻りの周方向(図２参照)に相当するＸ方向(図３の紙面の表面側から斜め裏面側)に４個配置し、また、主にγ線が入射する方向のＹ方向(図３の紙面中の左右方向)に４個配置し、被検体Ｐの体軸方向のＺ方向(図３の紙面中の上下方向)の配線基板３２の両面に計２個配置し、それぞれの検出モジュール４０を導電性接着剤６０を用いて配線基板３２上に扁平構造に搭載している。
図３に示すように、検出モジュール４０を配線基板３２上に扁平構造に搭載することにより、検出モジュール４０と配線基板３２との接合面積が拡大し、強度的に脆弱な検出モジュール４０を強度高く支持できる。
ここで、図３においては、この検出器配列基板３０をＺ方向に２枚重ねて配置した場合を図示している。

図４は、図３に示す検出器配列基板３０の配線基板３２上に搭載された検出モジュール４０の拡大斜視図であり、図５は、検出モジュール４０を構成する検出素子５０を示す斜視図である。
図４に示すように、検出モジュール４０は、図５に示す検出素子５０を２枚互いにアノードを対向させて、一方面側の各信号電極５２(５２ａ、５２ｂ、５２ｃ、５２ｄ)が互いに向かい合う態様で、導電性接着剤５９を用いて貼り合わせ構成している。従って、検出モジュール４０の上下端部(図４に示す検出モジュール４０の上下面側)は、カソードであり、上下面にバイアス電極５３が形成されている。

＜＜検出モジュール４０を構成する検出素子５０＞＞
検出モジュール４０を構成する検出素子５０は、図５に示すように、ＣｄＴｅ(テルル化カドミウム)からなるＣｄＴｅ半導体結晶５１の一方面に導電性のＩｎ(インジウム)を用いて４分割にパターン被膜された信号電極５２(５２ａ、５２ｂ、５２ｃ、５２ｄ)が形成されるとともに、半導体結晶５１の他方面の全面に、酸化されにくく導電性のＰｔ(白金)で被膜されたバイアス電極５３が形成されている。この検出素子５０は、扁平状の直方体を成しており、例えば、Ｌｘ＝１０ｍｍ、Ｌｙ＝１０ｍｍ、Ｌｚ＝１ｍｍの寸法を有している。

図２に示すＰＥＴ装置１による被検体Ｐの検査時において、検出素子５０の半導体結晶５１の一方面の４分割された各信号電極５２は、ＣｄＴｅ半導体結晶５１においてγ線が変換された電気信号を拾うアノード側の電極であり、検出素子５０の半導体結晶５１の他方面のカソード側のバイアス電極５３には、Ｌｚ＝１ｍｍ厚の方向に数１００Ｖの逆バイアス電圧が印加されることになる。このとき、アノード側の信号電極５２の電位は、ほぼ０Ｖである。

＜＜検出モジュール４０の組立て＞＞
図６は、検出モジュール４０の組立てを示す斜視図である。
検出素子５０を用いて検出モジュール４０を構成するに際しては、図６に示すように、一対の検出素子５０を、互いにアノード側の信号電極５２(５２ａ、５２ｂ、５２ｃ、５２ｄ)が向かい合うように対向させ、この際、数１０μｍ厚程度の銅製リボン状若しくはワイヤの導体５４(５４ａ、５４ｂ、５４ｃ、５４ｄ)をそれぞれの一対の信号電極５２(５２ａ、５２ｂ、５２ｃ、５２ｄ)間に挟み込み、導電性接着剤５９を用いて貼り合わせる。なお、信号電極５２からの配線としてリボン状の導体５４を用いることにより、貼り合わせる検出素子５０間の寸法が狭小化され、図２に示すＺ方向の空間分解能が向上する。
そして、図６に示すように、逆バイアス電圧を印加するための導体５５を、上方の検出素子５０のバイアス電極５３の表面に、導電性接着剤５６を用いて接続し、図４に示す検出モジュール４０を構成している。
図４に示すように、検出モジュール４０は、２つの検出素子５０の信号電極５２の有る広い面同士を貼り合わせるので接合面積が大きく、扁平状の検出モジュール４０として強度が高められている。

図２に示すＰＥＴ装置１による検査時においては、図４に示すように、導体５５を用いて外方(図４では上方)の検出素子５０のバイアス電極５３に逆バイアス電圧を供給するとともに、内方(図４では下方)の検出素子５０のバイアス電極５３には、配線基板３２(図３参照)上に形成された配線(図示せず)を用いて逆バイアス電圧を供給する。
そして、検出モジュール４０の各信号電極５２ａ、５２ｂ、５２ｃ、５２ｄのそれぞれの銅製リボン状の若しくはワイヤの導体５４ａ、５４ｂ、５４ｃ、５４ｄを介して、検出素子５０に入射したγ線による検出信号を読み出している。
これにより、図４に示すＬｘ＝１０ｍｍ、Ｌｙ＝１０ｍｍ、Ｌｚ＝２ｍｍ寸法の１検出モジュール４０は、４つのγ線検出単位（以下、検出チャンネルと称する）、すなわち４つの検出器を有するものであり、各１検出チャンネル当たりの寸法は、１／４Ｌｘ＝２．５ｍｍ、Ｌｙ＝１０ｍｍ、Ｌｚ＝２ｍｍとなる。
ここで、検出器のＸ方向の寸法を、１／４Ｌｘ＝２．５ｍｍと短くすることにより、図２に示す検査中のＸ方向の空間分解能を上げることがでる。また、検出器のＹ方向の寸法を、Ｌｙ＝１０ｍｍと長くすることにより、検出器の検出信号のＳＮ比の向上を図れる。

この構成の検出モジュール４０(図４参照)は、前記した如く、図３に示すように、配線基板３２の一方平面３２ａおよび他方平面３２ａにそれぞれ、ＰＥＴ装置１の検査中の被検体Ｐ廻りの周方向(図２参照)のＸ方向(図３の紙面中の表面側から斜め裏面側、図２参照)に４個配置され、また、主にγ線が入射する方向のＹ方向(図３の紙面中の左右方向、図２参照)に４個配置され、また、被検体Ｐの体軸方向のＺ方向(図３の紙面中の上下方向)に１個、導電性接着剤６０を用いて配線基板３２上に搭載している。
図３から分かるように、配線基板３２の平面３２ａと検出モジュール４０のバイアス電極５３の電極面は平行（ＸＹ平面に相当、図２参照）になるように、検出モジュール４０が配線基板３２上に搭載されている。すなわち、検出モジュール４０は、配線基板３２に対して扁平構造になるように構成されており、強度的に脆弱な検出モジュール４０がバイアス電極５３の有る広い面で配線基板３２に支持され、検出モジュール４０の強度向上が図られている。

＜＜検出モジュール４０が搭載される配線基板３２＞＞
図３に示すように、検出モジュール４０が搭載される配線基板３２は、信号読出の信号電極５２用の配線(図示せず)、バイアス電圧印加のためバイアス電極５３用の配線３２ｈ等を有する多層配線基板であり、配線基板３２内に配線が埋め込まれる等して各配線が独立して形成されている。また、配線基板３２における主にγ線が入射する方向のＹ方向の奥側には、信号処理部３１(図３では省略、図２参照)を有している。
信号電極５２(５２ａ、５２ｂ、５２ｃ、５２ｄ)(図４参照)にそれぞれ接続される各導体５４は、主にγ線が入射する方向のＹ方向(図３の紙面の左右方向)に延在し、導電性接着剤によって配線基板３２に形成された信号電流用の配線(図示せず)に接続されている。

また、検出モジュール４０の配線基板３２と直接接するバイアス電極面５３については、導体を使用することなく導電性接着剤を用いて直接配線基板３２と面接着され、配線基板３２に形成されたバイアス電極用の配線(図示せず)に接続されている。
各検出モジュール４０上部のバイアス電極５３用の導体５５は、主にγ線が入射する方向であるＹ方向(図３の紙面中の左右方向)に延在し、導電性接着剤によって配線基板３２に形成されたバイアス電圧用の配線３２ｈに接続されている。
図３から分かるように、各検出モジュール４０の信号電極５２(５２ａ、５２ｂ、５２ｃ、５２ｄ)用の導体５４およびバイアス電極５３用の導体５５の接続用の全導体は、主にγ線が入射する方向のＹ方向に沿った形で配線基板１と接続されている。

このようにして、例えば、図３においては、１枚の検出器配列基板３０当たり、ＰＥＴ装置１の周方向(図２参照)のＸ方向に４個×主にγ線が入射する方向のＹ方に４個×被検体Ｐの体軸方向のＺ方向(図２参照)に２個＝合計３２個の検出モジュール４０を有する。
そのため、検出チャンネルは、一つの検出モジュール４０当たり４本の銅製リボン状若しくはワイヤの導体５４ａ、５４ｂ、５４ｃ、５４ｄをもち４チャンネルを有するので、検出モジュール４０が３２個×４チャンネル＝１２８チャンネル、即ち１２８本の信号読出用の配線と１本のバイアス電圧印加用配線(３２ｈ等)の少なくとも１２９本の配線を、配線基板３２内に含む構造となっている。なお、バイアス電圧印加用配線は、同電位の逆バイアス電圧を印加するので、バイアス電圧印加用配線は、１本で済む。
ここで、検出モジュール４０を、主にγ線が入射する方向のＹ方向(図３、図２参照)に搭載する際は、同種、すなわち同電位のＣｄＴｅ半導体が向かい合うように、検出モジュール４０を交互に向かい合わせながら配線基板１上に搭載することが望ましい。

何故なら、信号電極用の導体５４は、ほぼ０Ｖ、バイアス電極用の導体５５は、数１００Ｖの電位であるため向かい合わせることにより、大きな電位差に起因する絶縁破壊の恐れが無くなり、主にγ線が入射する方向のＹ方向の検出モジュール４０間の間隔を詰めやすくなり、ＣｄＴｅ半導体の稠密性が向上し、結果的にγ線の検出感度が向上するからである。
なお、検出モジュール４０のバイアス電極５３に逆バイアス電圧を供給すれば、検出素子５０のアノードとカソードとの位置を交換してもよいことは、勿論である。
また、本実施形態では、アノードを対向させて２つの検出素子５０(図４参照)を、配線基板３２上に積層した場合を例示したが、同様に、検出素子５０のアノード又はカソードを対向させて、適宜、任意の数の検出素子５０を積層することが可能である。

＜＜変形形態＞＞
次に、変形形態について、図７を用いて説明する。なお、図７は、変形形態の検出器配列基板３０´を示す斜視図である。
図７に示す変形形態の検出器配列基板３０´は、被検体Ｐの体軸方向のＺ方向(図１、図２参照)に特化して検出感度及び空間分解能を向上させた構造である。
変形形態の検出器配列基板３０´は、主にγ線が入射する方向のＹ方向(図７の紙面の左右方向)の寸法が異なる検出素子５０ａ´、５０ｂ´を貼り合わせた検出モジュール４０´を用いている。検出モジュール４０´において、寸法が長い方の検出素子５０ａ´の寸法が短い方の検出素子５０ｂ´からはみ出た箇所の信号電極５２´(５２ａ´、５２ｂ´、５２ｃ´、５２ｄ´)から導体５４´を引き出して信号を読み出している。

これ以外の構成は、実施形態と同様であるから、実施形態と同様な構成要素には、実施形態の符号に´(ダッシュ)を付して示し、詳細な説明は省略する。
この構成によれば、検出素子５０ａ´、５０ｂ´の貼り合わせにおいて、検出素子５０ａ´、５０ｂ´間に導体５４´が存在しないので、検出モジュール４０´において導体５４´分の厚みを無くすことができ、結果的に被検体Ｐの体軸方向のＺ方向(図１、図２参照)のＣｄＴｅ半導体の稠密性が向上する。
また、検出モジュール４０´の寸法が長い方の検出素子５０ａ´の寸法が短い方の検出素子５０ｂ´からはみ出た箇所の外側に露出した信号電極５２´から導体５４´を引き出すので、導体５４´の配線が容易である。

＜＜まとめ＞＞
実施形態の検出器の配列では、図５に示すように、複数の読出電極の信号電極５２(５２ａ、５２ｂ、５２ｃ、５２ｄ)を有してパターン化した検出素子５０を用いている。その検出素子５０を、図４に示すように、お互いの読出電極の信号電極５２(５２ａ、５２ｂ、５２ｃ、５２ｄ)が向かい合うように貼り合せて重ねたものを検出モジュール４０とし、１つの検出モジュール４０から複数チャンネルのγ線検出信号を読み出せる構造としている。

そして、図３に示すように、検出モジュール４０は、配線基板３２が延在する平面３２ａと検出素子５０の各電極面５２(５２ａ、５２ｂ、５２ｃ、５２ｄ)、５３が平行となるように配線基板３２上に搭載している。ここで、γ線が主に入射する面（ＸＺ平面）に直交するＹ方向に複数の検出モジュール４０を設置する。即ち、検出モジュール４０は、Ｘ方向に対して複数の検出器を有する構造であり、Ｚ方向(図１、図２参照)に検出素子５０を積層した状態となる。

更に、Ｙ方向に対しては、各々の検出モジュール４０から信号電極５２(５２ａ、５２ｂ、５２ｃ、５２ｄ)とバイアス電極５３の接続を、各々の検出モジュール４０に対してＹ方向側の位置で配線基板３２に接続する。この時、検出モジュール４０の信号電極５２およびバイアス電極５３と配線基板３２とを接続する部材として、ワイヤもしくはリボン状の導体を用いる。
以上から成る検出器配列基板３０を、Ｚ方向へ複数配列し、そのＺ方向が体軸方向となるように検出器配列基板３０を被検体Ｐの周囲に環状に配置させ、核医学診断装置を構成している。

本発明の実施形態によれば、以下の効果が得られる。
（１）図２、図３に示すように、ＰＥＴ装置１の周方向(図２参照)のＸ方向に、信号電極５２(５２ａ、５２ｂ、５２ｃ、５２ｄ)でパターン化した検出素子５０(図５参照)を配列させることにより、Ｘ方向における検出素子５０間のデッドスペース占有割合を抑えることができ稠密配置が可能となり、検出感度を向上させることができる。合わせて空間分解能も向上する。

（２）信号電極５２でパターン化した検出素子５０を用いることにより、パターン幅である図５に示す信号電極５２の幅寸法ｓの調整によってＸ方向の検出ピッチを自由に調整することができる。即ち、ＰＥＴ装置１の周方向(図２参照)のＸ方向に対する空間分解能が向上する。

（３）配線基板３２が延在する平面３２ａと検出素子５０の各電極面５２、５３が平行となるように配線基板３２上に搭載することにより、配線基板３２と検出素子５０の接着面積、すなわち保持面積が多く保てるようになり支持強度が増加し、機械的信頼性が向上する。
そのため、安定したγ線の検出が可能となる。即ち、不具合の発生を抑え、装置の安定稼動が実現する。

（４）図３に示すように、主にγ線が入射する方向のＹ方向に対して各々の検出モジュール４０から信号を読み出し、また、検出器配列基板３０において、主にγ線が入射する方向のＹ方向(図３、図２参照)に同電位のＣｄＴｅ半導体が向かい合うように構成されるので、Ｙ方向に対して検出信号の不要なクロストーク（信号精度の劣化）を抑えることができる。これは半導体検出器の特長である良好なエネルギー分解能を保持することに繋がり、結果的に高精細かつ定量性の高い画像を得ることができる。

（５）図３に示すように、各々の検出モジュール４０に対してＹ方向側の位置、すなわちＹ方向に沿った位置で導体５４、５５を用いて配線基板３２に接続することにより、γ線が主としてγ線が最も入射するＸＺ平面(図２参照)に対する検出素子の空間占有率を集中させることが可能である。即ち、γ線検出効率を最大化することができ、検出感度を向上させることができる。

（６）接続部材の導体５４、５５として、ワイヤ若しくはリボン状導体を用いることにより、入射γ線と導体５４、５５との散乱、即ち検出効率低下を最小化することができ、Ｚ方向に対する検出感度を向上させることができると共に、Ｚ方向の検出素子５０の占有率が高まりＺ方向に対する空間分解能が向上する。

（７）従来の金属板を不要としたので、検出モジュール４０を有する検出器配列基板３０のＣｄＴｅ半導体の稠密性が向上し、γ線が主として入射するＹ方向に対し効率良くγ線を検出できる。そのため、γ線の検出感度が向上すると共に、空間分解能も同時に向上させることが可能である。
従って、ＰＥＴ装置１において、高精細かつ定量性の高い画像を提供することが可能である。

（８）従来の金属板を不要としたので、材料費が解消するとともに、該金属板の取り付け工程が無くなり製造が容易となる。
なお、本実施形態においては、配線基板３２の両平面３２ａに検出器モジュール４０を配設した場合を例示したが、配線基板３２の片平面３２ａに検出器モジュール４０を配設してもよい。
また、検出器配列基板３０を、被検体Ｐの体軸方向のＺ方向に２つ配置した場合を例示したが、任意の数の検出器配列基板３０を配置することが可能である。
また、本実施形態で例示した各寸法および員数は一例であり、これらの数値に限定されるものではない。

本発明の実施形態である核医学診断装置のＰＥＴ装置を示す斜視図である。 被検体(図１中の二点鎖線で示す)の検査中におけるＰＥＴ装置のガントリ内部の消滅γ線対を検出する検出部の要部構造を示す図１のＡ−Ａ線断面概念図である。 図２に示す一つの検出器配列基板をＢ方向から見た拡大斜視図である。 図３に示す検出器配列基板の配線基板上に搭載された検出モジュールの拡大斜視図である。 検出モジュールを構成する検出素子を示す斜視図である。 検出モジュールの組立てを示す斜視図である。 変形形態の検出器配列基板を示す斜視図である。

符号の説明

１ ＰＥＴ装置(核医学診断装置)
３０、３０' 検出器配列基板
３２ 配線基板
４０、４０' 検出モジュール
５０、５０ａ'、５０ｂ' 検出素子
５２(５２ａ、５２ｂ、５２ｃ、５２ｄ) 信号電極
５３ バイアス電極
５４(５４ａ、５４ｂ、５４ｃ、５４ｄ) 信号電極の導体
５５、５５' バイアス電極の導体
５９、５９' 検出素子間の導電性接着剤
Ｐ 被検体

Claims (8)

1. 被検体の体軸と同方向のＺ方向および前記被検体内の放射性物質からの放射線入射方向と略同方向のＹ方向および前記Ｚ方向と前記Ｙ方向とが形成するＺＹ平面と垂直なＸ方向で形成されるＸＹＺ空間に前記放射線を電気信号に換えて検出する検出素子が配置される検出器配列基板であって、
   前記放射線を検出する複数の検出器を形成するために該検出器にそれぞれ接続され前記各検出器の信号を読み出す信号電極と前記各検出器にバイアス電圧を印加するバイアス電極とを有する前記検出素子を複数重ねた扁平状の検出モジュールを備え、
   前記放射線を検出するＸＺ平面について、前記Ｘ方向に前記複数の検出器を有する検出モジュールを配置するとともに、前記Ｚ方向に配線基板の両平面または片平面に前記検出モジュールを扁平構造に配置して前記検出器を積層し、
   前記Ｙ方向に複数の前記検出モジュールを設けた
   ことを特徴とする検出器配列基板。
2. 前記各検出モジュールにおける前記信号電極と前記配線基板との接続および前記バイアス電極と前記配線基板との接続は、それぞれ前記各検出ジュールに対してＹ方向に沿って行うように構成した
   ことを特徴とする請求項１に記載の検出器配列基板。
3. 前記検出モジュールにおける検出素子を、導電性接着剤を介して互いに接合した
   ことを特徴とする請求項１または請求項２に記載の検出器配列基板。
4. 前記配線基板に、前記検出モジュールを導電性接着剤を介して接合した
   ことを特徴とする請求項１から請求項３のうちの何れか一項に記載の検出器配列基板。
5. 前記Ｙ方向に、前記複数の検出モジュールの検出器を同電位側を隣接させて配置した
   ことを特徴とする請求項１から請求項４のうちの何れか一項に記載の検出器配列基板。
6. 前記検出モジュールにおける信号電極およびバイアス電極と前記配線基板とを接続する部材は、ワイヤ若しくはリボン状の導体である
   ことを特徴とする請求項１から請求項５のうちの何れか一項に記載の検出器配列基板。
7. 請求項１から請求項６のうちの何れか一項に記載の検出器配列基板を、前記Ｚ方向へ複数配列した検出器配列構造を備える核医学診断装置。
8. 前記検出器配列構造を前記被検体の体軸方向廻りに環状に配置した
   ことを特徴とする請求項７に記載の核医学診断装置。

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