JP3852858B1 - 半導体放射線検出器、放射線検出モジュールおよび核医学診断装置 - Google Patents

Abstract

【課題】 エネルギー分解能や時間精度に優れた放射線半導体検出器、放射線検出モジュールおよ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、テルル化カドミウムの板状素子２１１と、金属製の導電部材２２，２３とを導電性接着剤２１Ａにより接着し、テルル化カドミウムの板状素子２１１と導電部材２２，２３とを交互に積層した構造を有する半導体放射線検出器２１において、導電性接着剤２１Ａは縦弾性係数が、３５０ＭＰａ〜１０００ＭＰａであり、かつ導電部材２２，２３はその線膨張係数が、５×１０^-6／℃〜７×１０^-6／℃の範囲の材料からなることを特徴とする。
【選択図】 図３

Description

本発明は、半導体放射線検出素子を備えた半導体放射線検出器、放射線検出モジュールおよびこれを用いた核医学診断装置に関するものである。

近年、放射線計測技術を応用した機器が広く普及してきている。特に、医療分野でその傾向が顕著であり、その代表的な装置が陽電子放出型断層撮影装置（ＰＥＴ撮像装置）、単光子放出型断層撮影装置（ＳＰＥＣＴ装置）、ガンマカメラなどである。これらの機器で主として使用されている放射線検出器は、シンチレータと光電子増倍管とを組み合わせたものである。シンチレータは、放射線が入射すると発光するもので、その微弱な光を光電子増倍管で増幅し、放射線を検出する。一方、放射線の計測にはシンチレータではなく、テルル化カドミウム（以下ＣｄＴｅと記す）のような化合物半導体を用いた半導体放射線検出器を使用することもできる。半導体では、放射線が入射すると光電効果によりホールおよび電子といった電荷が生成し、これらが半導体に印加されている外部電圧による電界で移動する。この電荷量は放射線のエネルギーに比例するので、電荷量を正確に測定することで放射線のエネルギーを正確に知ることができる。

前記ＣｄＴｅは、半導体の中では実効的な原子番号が大きいため感度が高く、バンドギャップが１．４Ｖと大きいために室温動作が可能ではあるが、前記シンチレータにおいても原子番号が大きいものがあるため、これに対抗するためにＣｄＴｅの感度をさらに高めたいという要望がある。そこで、ＣｄＴｅの体積を大きくして用いることが考えられる。しかしながら、ＣｄＴｅの体積を大きくすると、エネルギー分解能などの性能が逆に低下するおそれがある。これはＣｄＴｅのキャリヤ寿命とキャリヤ移動度とが十分大きくないためであり、体積が大きいと途中でキャリヤが再結合し易く、再結合して消滅してしまう割合が大きいと正確な電荷量を測定できなくなるためである。また、体積が大きいとキャリヤの移動時間が長くなるために長時間にわたって電荷が移動し、ガンマ線の入射時刻を特定する場合に時間精度の悪化を招く。このことは特にＰＥＴ装置のように消滅ガンマ線の同時計測を行う場合に不利となる。すなわち、時間精度が悪いとガンマ線を個別に識別できなくなり、その飛来方向が特定できなくなる不具合が生じる。

そこでＣｄＴｅの薄い結晶を積層して用いることが考えられる。この方法ならば結晶が薄いためにキャリヤの移動時間が短くて済み、かつ積層するので体積も増やすことができる。このような方法は、例えば、特許文献１に開示されているように基板と結晶とを交互に積層する方法で実現できる。また、特許文献２に開示されているように、電極板と結晶とを交互に積層する方がより結晶を密に配置できるので感度を高めることができる。

特開平７−５０４２８号公報 特開平１１−２８１７４７号公報

しかしながら、実際に電極板とＣｄＴｅとを導電性接着剤を用いて接着し、交互に積層して放射線半導体検出器を製作したところ、半導体放射線検出器の性能、すなわちエネルギー分解能や時間精度が、積層しないで製作した半導体放射線検出器よりも著しく劣り、計測ができないものも多数生じた。
これは、ＣｄＴｅが熱応力により劣化を生じることに起因すると予想された。そこで、これを解決する方策として、導電性接着剤を熱応力に追従し易い柔かいものに変更して半導体放射線検出器を製作してみた。すると、熱応力が十分に緩和される状態となり、前記のように計測できないような著しい不良品は激減するに至った。
しかしながら、半導体放射線検出器のエネルギー分解能や時間精度は、予想に反して十分に満足できるレベルには達し得なかった。

本発明の目的は、エネルギー分解能や時間精度に優れた放射線半導体検出器、放射線検出モジュールおよび核医学診断装置を提供することにある。

本発明者らは、前記課題について鋭意検討した結果、テルル化カドミウムを主材料に用いた半導体放射線検出器、半導体検出モジュールおよび核医学診断装置において、様々な電極材料、導電性接着剤を試した結果、結晶を積層しない場合と遜色ない特性を有する半導体放射線検出器が得られることを見出し、本発明を完成するに至った。

具体的に、本発明に係る半導体放射線検出器は、テルル化カドミウムを主材料に用いた半導体放射線検出器であって、前記テルル化カドミウムの板状素子と、金属製の導電部材とを導電性接着剤により接着し、前記テルル化カドミウムの板状素子と前記金属製の導電部材とを交互に積層した構造を有する半導体放射線検出器において、前記導電性接着剤は、熱応力に追従し難い硬い導電性接着剤であって、その縦弾性係数が、硬化後の室温動作で３５０ＭＰａ〜５００ＭＰａであり、かつ前記金属製の導電部材はその線膨張係数が、５×１０^−６／℃〜７×１０^−６／℃の範囲の材料からなることを特徴とする。

この半導体放射線検出器によれば、導電性接着剤を、従来とは逆に熱応力に追従し難い硬いもの（３５０ＭＰａ〜５００ＭＰａ）を使用することにより、導電性接着剤に含まれる金属フィラーの電気的導通を高めて、通過する信号に歪が生じるのを防止するとともに、金属製の導電部材を、その線膨張係数が、半導体放射線検出器の主材料であるテルル化カドミウムの板状素子の線膨張係数に近い５×１０^−６／℃〜７×１０^−６／℃の範囲の材料とすることにより、テルル化カドミウムの板状素子と電極板とに熱応力が生じるのを小さくすることができる。これにより、γ線検出感度が向上され、エネルギー分解能や時間精度が高められた半導体放射線検出器が得られる。

また、前記構成を備えた半導体放射線検出器と、前記半導体放射線検出器が取り付けられる配線基板とを備えた放射線検出器モジュールと、前記半導体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て核医学診断装置を構成することにより、エネルギー分解能や時間精度に優れ、高精度の画像が得られる核医学診断装置が得られる。また、このことにより、検査時間の短縮が可能となり、被検者に投与される放射線薬剤の量も減らすことが可能となって、被検者の被爆量を低減することができる。

本発明によれば、エネルギー分解能や時間精度に優れた放射線半導体検出器、放射線検出モジュールおよび核医学診断装置が得られる。

次に、本発明の半導体放射線検出器を用いた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。
（実施形態１）
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３１、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円柱状の計測空間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、および集積回路基板（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。検出器２１の詳細は後記する。

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（アナログＡＳＩＣ２８・デジタルＡＳＩＣ２９）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（ｃ）に示すように、検出器２１は、４枚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と、この検出素子２１１の間および検出素子２１１の両端に配置された導電部材２２，２３とを有する。検出素子２１１は、図３（ａ）に示すように、板状の半導体材料によって構成された半導体素子Ｓ（板状素子）からなり、その両側面の全面にわたって、蒸着法等により薄い膜状の電極が形成されている。一方の面に形成された電極がアノード電極（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（以下、カソードという）Ｃである。検出器２１は、アノードＡおよびカソードＣが、配線基板２４（図２参照）の取付面に直交する状態に縦置きされた偶数個（本実施形態では４個）の検出素子２１１を、カソードＣ同士およびアノードＡ同士が互いに向き合うように、放射線進行方向（図３（ｃ）中Ｙ方向）に直交する方向（同じくＸ方向）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、およびカソードＣ同士）を電気的に接続して構成される。すなわち、導電部材２３は、図４に示すように、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２１ＡによりそれぞれのアノードＡに取り付けられる。また、導電部材２２は、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２１ＡによりそれぞれのカソードＣに取り付けられる。さらに、検出器２１のＸ方向両端部分（図３（ｃ）参照）に位置する各カソードＣに導電部材２２が接着される。このように、検出器２１は、アノードＡとカソードＣとが交互に配置され、導電部材２２および導電部材２３も交互に配置されている。

半導体素子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、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、半導体素子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、半導体素子Ｓの厚さｔ（図３（ａ）参照）が厚い場合およ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が薄い半導体素子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の薄い半導体素子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、および正孔がカソード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、厚さｔ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、カソードＣとアノードＡと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、半導体素子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、電子および正孔の移動速度を上げることができるので、電子およ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、および配線基板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素子Ｓの割合が少なくなってしまう。つまり、半導体素子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およびカソード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素子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あたりの検出感度をある程度確保するために、検出素子２１１を並列配置して実効的に検出器２１の体積を確保しいているので、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、検出器一つあた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。このため、前記厚さが好ましい。

導電部材２２，２３は、その線膨張係数が、５×１０^-6／℃〜７×１０^-6／℃の範囲の材料、例えば、鉄−ニッケル合金、鉄−ニッケル−コバルト合金、クロム、タンタルのうちの少なくともひとつから形成される平板状の部材である。ここで、鉄−ニッケル合金としては、４２アロイ（Ｆｅ５８％、Ｎｉ４２％）を用いることができ、鉄−ニッケル−コバルト合金としては、コバール（Ｆｅ５４％、Ｎｉ２９％、Ｃｏ１７％）を用いることができる。ちなみに、検出素子２１１の主材料であるＣｄＴｅの線膨張係数は、６×１０^-6／℃である。つまり、導電部材２２，２３としては、その線膨張係数がＣｄＴｅの線膨張係数に近いものが用いられている。これにより、後記する導電性接着剤２１Ａとの相乗効果により、熱応力を十分に小さくすることが可能となっている。

本実施形態では、導電部材２２，２３が検出素子２１１の各電極面を覆う大きさ、つまり、各電極面よりも大きく形成されている。なお、導電部材２２，２３の大きさは、検出素子２１１と同じ大きさであってもよい。また、導電部材２２、２３の厚さは、１０μｍから１００μｍ程度で、主に５０μｍ程度が望ましい。このような導電部材２２，２３は、検出素子２１１に取り付けられた状態で、半導体素子Ｓよりも下側（配線基板２４側）に垂下される突出部２２ａ，２３ａを有する。本実施形態では、これらの突出部２２ａ，２３ａが半導体素子Ｓの１つの面となる下面（配線基板２４に対向する面）の異なる位置で突出するように、検出素子２１１同士の間や検出器２１の両側位置において、導電部材２２，２３を互い違いの向きに取り付けてある。具体的には、半導体素子Ｓの下面における放射線進行方向（図３（ｃ）中矢印Ｙ方向）手前側となる位置に突出部２２ａが位置するように、また、奥側となる位置に突出部２３ａが位置するように、導電部材２２，２３が取り付けられる。これにより、検出器２１は、前記手前側に３つの突出部２２ａ、および前記奥側に２つの突出部２３ａを有している。このような突出部２２ａ，２３ａは、図３（ｃ）に示すように、検出器２１を配線基板２４に取り付ける固定部として機能し、配線基板２４上に設けられたカソードＣ用の接続部材ＣＰに突出部２２ａが接続され、配線基板２４上に設けられたアノードＡ用の接続部材ＡＰに突出部２３ａが接続される。また、検出器２１は、これらの突出部２２ａ，２３ａによって、配線基板２４上に非密着状態に、つまり、配線基板２４との間に検出素子２１１が所定の隙間を有する状態に取り付けられる。これにより、取付時に検出器２１と配線基板２４との間に塵埃等が挟まること等に起因する絶縁性の低下を好適に防止することがでる。また、この隙間を通じて通気性が高まり、検出器２１の冷却化が可能となる。なお、検出器２１の底面部には、図示しない絶縁材をコーティングしてもよく、予期しない絶縁破壊が生じるのをさらに防止するようにしてもよい。

なお、突出部２２ａ，２３ａは、検出器２１を配線基板２４に安定した状態で取り付けることができる大きさを備えていればよく、図３（ｃ）中Ｙ方向に、極力、細く形成されることが望ましい。これにより、突出部２２ａ，２３ａにおいてγ線が散乱するのを少なくすることができる。また、配線基板２４から突出部２２ａ，２３ａを介して熱伝導により検出器２１に伝わる熱を減少させることができ、検出器２１の特性の安定に寄与する。

このような導電部材２２，２３は、前記したように、導電性接着剤２１Ａにより検出素子２１１に接着されて取り付けられる。導電性接着剤２１Ａとしては、例えば、金属粉などの導電性粒子を有機高分子材料からなる絶縁性の接着剤中に分散したものが用いられ、その縦弾性係数が硬化後の室温動作で３５０〜５００ＭＰａの範囲の硬いものを用いている。
ここで、検出素子２１１と導電部材２２，２３とを導電性接着剤２１Ａにより接着する際には、導電性接着剤２１Ａを硬化させるために、およそ１２０〜１５０℃の高温の熱処理が必要となる。このため、検出素子２１１と導電部材２２，２３との熱膨張（線膨張係数）に差があると、熱応力による歪が顕著に現れてしまう。ところで、このような熱応力を緩和するための一般的な手法としては、導電性接着剤として柔らかいものを使用することが挙げられる。しかしながら、柔らかい導電性接着剤を使用した場合には、検出器としてのエネルギー分解能や時間精度が十分に満足できるレベルには達し得えない。これは、柔らかい導電性接着剤では、接着剤に含まれる金属フィラーを接触させる力が十分ではなく、接触不良を生じるためであると考えられる。ちなみに、検出素子２１１から出力される検出信号は、１０ＭＨｚ以上の高周波信号であるため、信号がこのような接触不良の場所を通過すると、歪みが生じてしまい、このことは雑音が増大することに等しい特性の劣化となって現れる。そのため柔らかい性質の導電性接着剤は検出素子２１１と導電部材２２，２３との接着に不向きである。

これに対して、本実施形態の導電性接着剤２１Ａは、前記のように、縦弾性係数が３５０〜５００ＭＰａの範囲の硬い性質を備えているので、含まれている金属フィラーを接触させる力が十分に大きく、硬化後に良好な導通状態を得ることができ、前記のような柔らかい導電性接着剤を使用したときのような不具合を解消することができる。ここで、硬い導電性接着剤２１Ａを用いることは、一方で、前記のように、検出素子２１１と導電部材２２，２３との熱膨張（性膨張係数）の差に起因する熱応力の増大につながるおそれがある。そこで、このようなおそれを解消するために、検出素子２１１の主材料であるＣｄＴｅの線膨張係数６×１０^−６／℃に近い線膨張係数（５×１０^−６／℃〜７×１０^−６／℃）を備えた材料で導電部材２２，２３を得ることで、熱応力を十分に小さくすることが可能となった。

検出素子２１１に加わる熱応力は、検出器２１の特性、すなわちエネルギー分解能や時間精度に著しく影響し、劣化の原因となるため、これを十分に小さくすることが検出器２１の特性向上に大きく貢献する。本実施形態では、熱応力を十分に小さくできるため、検出素子２１１と導電部材２２，２３とを積層する構造としても特性の劣化が少なくなる。また、熱応力を十分に小さくすることができるため、検出素子２１１をより薄く形成して積層することができ、検出器２１としての性能および感度の向上を両立させることが可能となった。

ここで、検出素子２１１に、縦弾性係数５００ＭＰａの導電性接着剤２１Ａを用いて、前記した鉄−ニッケル合金（４２アロイ（Ｆｅ５８％、Ｎｉ４２％））からなる導電部材２２，２３を接着したものを形成して、１３７Ｃｓ（６６２ｋｅＶのガンマ線を放出する）のエネルギースペクトルを測定する実験を行ったところ、不良品は発生せず、エネルギー分解能２．５％が得られた。また、検出素子２１１と導電部材２２，２３とを接着する前に、同様の測定を実施したところ、エネルギー分解能は２．２％となり、検出素子２１１を積層した場合の静電容量増加がノイズ増加の原因となることを考慮すると、特性の劣化はほとんど無かった。また、鉄−ニッケル−コバルト合金（コバール（Ｆｅ５４％、Ｎｉ２９％、Ｃｏ１７％））、タンタルでも同様のエネルギー分解能２．５％となり、また、クロムの場合はエネルギー分解能３％であった。
比較例として、従来の一般的によく用いられる銅合金で導電部材２２，２３を形成し、導電性接着剤に縦弾性係数５００ＭＰａのものを使用して何個か半導体検出器を製作してみたところ、半数はノイズが非常に多く不良品となってしまい、残りもエネルギー分解能が４％以上となり特性が悪かった。さらに、銅合金の導電部材２２，２３に、縦弾性係数５０ＭＰａの導電性接着剤を使用したところ、不良品は１割程度になったものの、エネルギー分解能は４％と低く所望の性能が得られなかった。

図５は導電性接着剤２１Ａの縦弾性係数が５００ＭＰａであるときのエネルギー分解能と導電部材２２，２３との線膨張係数との関係を示したグラフ、図６は導電性接着剤２１Ａの縦弾性係数が３５０ＭＰａであるときのエネルギー分解能と導電部材２２，２３との線膨張係数との関係を示したグラフである。いずれのグラフにおいても縦軸にエネルギー分解能、横軸に線膨張係数をとってある。
図５に示すように、導電部材２２，２３の線膨張係数が５×１０^-6／℃から７×１０^-6/℃の範囲では、エネルギー分解能が２.５％となり所望の性能が得られた。
また、図６に示すように、導電性接着剤２１Ａの縦弾性係数が３５０ＭＰａであると、前記線膨張係数が５×１０^-6／℃から７×１０^-6/℃の範囲では、わずかながらエネルギー分解能が３％となったものの、一定値を示し、所望の性能が得られた。また、グラフに表された線分の傾斜が幾分緩やかになり、導電部材２２，２３の線膨張係数に対する依存性は小さくなったことがわかる。

ここで、比較例として、導電性接着剤２１Ａの縦弾性係数が３５０ＭＰａから５００ＭＰａの範囲外にあるものとして、縦弾性係数が５０ＭＰａのときのグラフを図７に示し、また、縦弾性係数が１０００ＭＰａを超えるときのグラフを図８に示す。
図７に示すように、線膨張係数に対する依存性はさらに小さくなったが、どの線膨張係数においてもエネルギー分解能が大きめとなり、ばらつきが増大した。
また、図８に示すように、縦弾性係数が１０００ＭＰａを超える導電性接着剤を用いた場合、導電部材２２，２３の線膨張係数に対する変化が急峻となり、また、エネルギー分解能の最小値は３％となった。このことから、１０００ＭＰａを超える縦弾性係数を有する導電性接着剤を用いると、検出素子２１１と導電部材２２，２３との線膨張係数差が小さくても熱応力が大きくなり、エネルギー分解能の悪化を招くことがわかった。したがって、導電性接着剤２１Ａの縦弾性係数は３５０ＭＰａから５００ＭＰａの範囲とすればよいことがわかった。なお、本発明で用いた導電性接着剤２１Ａの硬さ、すなわち縦弾性係数は、引張粘弾性測定装置を用いて測定した値を使用した。また、導電部材２２，２３の線膨張係数はＴＭＡ（熱機械分析装置）を用いて測定した値を用いた。

なお、本実施形態では、並列に配置された各半導体素子Ｓが前記の厚さｔ（０．２〜２ｍｍ）を有している。カソードＣおよびアノード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の半導体素子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、半導体素子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、半導体素子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、半導体素子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。

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線と半導体素子Ｓとが相互作用を及ぼすと、正孔（hole）および電子（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を構成する検出素子２１１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、電子や正孔は、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、およびカソード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およびカソード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、その両面では合計１９２ｃｈが設置されることになる。

本実施形態では、検出器２１を配線基板２４の両面に設置したが、検出器２１をその片面にのみ設置してもよい。また、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。

（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が前記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およびデジタル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、前記したように、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、前記の端子３３および複数の端子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（配線基板）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については、配線基板３５の両面に設置されており、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および抵抗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およびデジタル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およびデジタル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。

このような、コネクタＣ１およびコネクタ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。

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およびデジタル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。
なお、ＡＳＩＣ基板２０Ｂに設けられているコンデンサ２６、抵抗２７およびアナログ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およびアナログ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、ノイズの影響がさらに低減される。

（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、各検出器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およびコンデンサ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、さらに、γ線を検出した検出器２１の位置情報および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の位置情報および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および検出器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）本実施形態の検出器２１によれば、導電性接着剤２１Ａを、従来とは逆に熱応力に追従し難い硬いもの（３５０ＭＰａ〜５００ＭＰａ）を使用することにより、導電性接着剤２１Ａに含まれる金属フィラーの電気的導通を高めて、通過する信号に歪が生じるのを防止するとともに、導電部材２２，２３を、その線膨張係数が、検出器２１の主材料であるＣｄＴｅの検出素子２１１の線膨張係数に近い５×１０^−６／℃〜７×１０^−６／℃の範囲の材料とすることにより、ＣｄＴｅの検出素子２１１と導電部材２２，２３とに熱応力が生じるのを小さくすることができる。これにより、検出素子２１１から出力される検出信号の歪みが生じ難く、γ線検出感度が向上され、エネルギー分解能や時間精度が高められた検出器２１が得られる。
（２）熱応力を十分に小さくできるため、検出素子２１１と導電部材２２，２３とを積層する構造としても特性の劣化が少なくなる。
（３）熱応力を十分に小さくすることができるため、検出素子２１１をより薄く形成して積層することができ、検出器２１としての性能および感度の向上を両立させることが可能となる。ＰＥＴ撮像装置１では５１１ｋｅＶのγ線を効率良く捕捉する必要があるが、そのためには検出素子２１１を厚くしなければならない。しかし検出素子２１１を厚くすると電子やホールの移動距離が長くなるため、エネルギー分解能や入射時刻の認識精度が悪化する。薄い検出素子２１１を多数積層できれば電子やホールの移動距離が短縮できるのでエネルギー分解能や入射時刻の認識精度が向上し、また検出素子２１１の体積占有率を大きく取れてかつ検出器２１の体積も増大できるなどの利点があり、ＰＥＴ撮像装置１の性能を向上させることができる。
（４）導電部材２２，２３として鉄−ニッケル合金等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。
（５）検出器２１は、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。しかも、熱応力を十分に小さくできる積層構造であるため、密着性、導電性に優れ、カソードＣとアノードＡの電極間に安定した状態で電荷収集用のバイアス電圧をかけることができる。また、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。
（６）導電部材２２，２３は、配線基板２４へ向けて垂下された突出部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。しかも、突出部２２ａ，２３ａは、配線基板２４へ向けて垂下されているので、検出器２１の側方に突出することがなくなり、その分、検出器２１の稠密配置を実現することができる。
（７）導電部材２２，２３は、検出素子２１１の側面であるアノードＡおよびカソードＣよりも大きく形成されているので、脆い検出素子２１１を好適に保護することができ、配線基板２４へ検出器２１を取り付ける際に、検出素子２１１が配線基板２４の表面などに擦れて傷付くのを良好に防止することができる。つまり、導電部材２２、２３が検出素子２１１の保護部材として機能する。
（８）突出部２２ａ，２３ａは、検出器２１の１つの側面となる底面で相互に離間した位置に垂下されているので電気絶縁性を高めることができる。
（９）突出部２２ａ，２２ｂがＹ方向に板状面が平行となるように設けられているので、突出部２２ａ，２３ａにおいてγ線が錯乱するのを少なくすることができる。また、配線基板２４から突出部２２ａ，２３ａを介して検出器２１に伝わる熱を減少させることができ、検出器２１の特性の安定に寄与する。
（１０）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。
（１１）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。
（１２）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。

（実施形態２）
本発明の他の実施形態であるＰＥＴ撮像装置に適用される検出器を実施形態２として説明する。本実施形態の検出器は、図１に示すＰＥＴ撮像装置１に用いられる検出器２１に代えて用いることができ、図９に示すように、細長板形状の導電部材４１ａ，４２ａを備えて検出器４０が形成されている。実施形態２のＰＥＴ撮像装置の検出器４０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と同様である。

導電部材４１ａ，４２ａは、配線基板２４上に設けられたソケット４３，４４に差し込むことが可能な細長板形状に形成されており、ソケット４３，４４に形成された図示しない端子に接続されるようになっている。この検出器４０においても、導電部材４１ａ，４２ａ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導電性接着剤２１Ａによって取り付けられ、検出器４０の両端に位置するカソードＣに導電部材４１ａが導電性接着剤２１Ａによって取り付けられる。ソケット４３，４４に対して、導電部材４１ａ，４２ａは、着脱自在に設けられており、導電部材４１ａが検出素子２１１のカソードＣに接続され、導電部材４２ａが検出素子２１１のアノードＡに接続されている。

本実施形態では、前記実施形態１で生じる効果（１）〜（６）および（１０）〜（１２）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。
（１３）本実施形態では、導電部材４１ａ，４２ａがソケット４３，４４に差し込むことが可能な細長板形状に形成されているので、前記実施形態１の導電部材２２，２３に比べて面積が小さく、その分、γ線の損失が少なくなる。また、導電部材４１ａ，４２ａの面積が小さいので前記熱応力の影響は幾分小さくはなるが、導電性接着剤２１Ａによる接着を行うことにより、検出素子２１１から出力される検出信号の歪みが生じ難くなり、γ線検出感度が向上され、エネルギー分解能や時間精度が高められた検出器４０が得られる。

（実施形態３）
さらに、本発明の他の実施形態であるＰＥＴ撮像装置に適用される検出器を実施形態３として説明する。本実施形態の検出器は、図１に示すＰＥＴ撮像装置１に用いられる検出器２１に代えて用いることができ、図１０に示すように、検出素子２１１と導電部材５１ａ，５２ａとが配線基板２４上に水平状態に積層された構成となっている。本実施形態のＰＥＴ撮像装置の検出器５０以外の構成は、前記の実施形態１である図１に示すＰＥＴ撮像装置１と同様である。

検出器５０は、配線基板２４の表面に載置されて取り付けられた電極台５３に導電性接着剤（図示せず実施形態１と同様）により接着されている。電極台５３の材質は鉄−ニッケル合金であり、例えば、４２アロイ（Ｆｅ５８％、Ｎｉ４２％）を用いることができる。導電部材５１ａは、バイアス電圧を印加するカソードＣであり、バスバー５４ａにより配線基板２４の回路５５ａに接続されている。また、導電部材５２ａは、バスバー５４ｂにより、配線基板２４の回路５５ｂに接続されている。

本実施形態は、前記実施形態１で生じる効果（１）〜（５）、（７）および（１０）〜（１２）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。
（１４）検出器５０は検出素子２１１と導電部材５１ａ，５２ａとが水平に積層される状態で配線基板２４上に取り付けられるので、取り付け状態が安定するという利点が得られる。また、４２アロイの電極台５３上に検出器５０が設置されてカソードＣが接触される構成であるので、例えば、アルミナ等の部材を用いてこのような接触を行うものに比べて、安価に構成することができる。しかも、電極台５３は４２アロイからなるので、アルミナを用いたときのように、破損する等の心配もなく、検出器５０の交換等のメンテナンスも行い易い。

前記した実施形態１では、配線基板２４上の接続部材ＣＰ，ＡＰが導電部材２２，２３毎に設けたが、例えば、接続部材ＣＰを共通の電極として、配線基板２４上に設け、これに前記導電部材２２を接着剤などにより接続するようにしてもよい。なお、実施形態１では、アノードＡに接続される導電部材２３の突出部２３ａを接続部材ＡＰに、カソードＣに接続される導電部材２２の突出部２２ａを接続部材ＣＰに接続しているが、突出部２３ａを接続部材ＣＰに、突出部２２ａ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および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１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。

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１に限らず、単光子放出型断層撮影装置（ＳＰＥＣＴ（Single Photon Emission Computer Tomography）装置）および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撮像装置および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）は同じく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）は半導体放射線検出素子を用いた検出器の斜視図、（ｃ）は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。 検出器をγ線の入射方向から見た拡大図である。 導電性接着剤の縦弾性係数が５００ＭＰａであるときのエネルギー分解能と導電部材の線膨張係数との関係を示したグラフである。 導電性接着剤の縦弾性係数が３５０ＭＰａであるときのエネルギー分解能と導電部材の線膨張係数との関係を示したグラフである。 導電性接着剤の縦弾性係数が５０ＭＰａであるときのエネルギー分解能と導電部材の線膨張係数との関係を示したグラフである。 導電性接着剤の縦弾性係数が１０００ＭＰａを超えるときのエネルギー分解能と導電部材の線膨張係数との関係を示したグラフである。 本発明の他の実施形態であるＰＥＴ撮像装置に適用される検出器を示した斜視図である。 本発明の他の実施形態であるＰＥＴ撮像装置に適用される検出器を示した斜視図である。

符号の説明

１ ＰＥＴ撮像装置
２ データ処理装置
３ 表示装置
２０Ａ 検出モジュール
２０Ｂ ＡＳＩＣ基板
２１ 検出器
２１Ａ 導電性接着剤
２２ 導電部材
２２ａ 突出部
２３ 導電部材
２３ａ 突出部
２４ 配線基板
２８ アナログＡＳＩＣ
２９ デジタルＡＳＩＣ
３１ ベッド
３２ 計測空間
４０ 検出器
４１ａ，４２ａ 導電部材
５０ 検出器
５１ａ，５２ａ 導電部材
５３ 電極台
５４ａ，５４ｂ バスバー
５５ａ，５５ｂ 回路
２１１ 検出素子
Ａ アノード
ＡＰ 接続部材
Ｃ カソード
ＣＰ 接続部材
Ｈ 被検体
Ｓ 半導体素子
Ｕ ユニット基板

Claims (12)

1. テルル化カドミウムを主材料に用いた半導体放射線検出器であって、前記テルル化カドミウムの板状素子と、金属製の導電部材とを導電性接着剤により接着し、前記テルル化カドミウムの板状素子と前記金属製の導電部材とを交互に積層した構造を有する半導体放射線検出器において、
   前記導電性接着剤は、熱応力に追従し難い硬い導電性接着剤であって、硬化後の室温動作で、その縦弾性係数が、３５０ＭＰａ〜５００ＭＰａであり、かつ前記金属製の導電部材はその線膨張係数が、５×１０^−６／℃〜７×１０^−６／℃の範囲の材料からなることを特徴とする半導体放射線検出器。
2. テルル化カドミウムを主材料に用いた半導体放射線検出器であって、前記テルル化カドミウムの板状素子と、金属製の導電部材とを導電性接着剤により接着し、前記テルル化カドミウムの板状素子と前記金属製の導電部材とを交互に積層した構造を有する半導体放射線検出器において、
   前記導電性接着剤は、熱応力に追従し難い硬い導電性接着剤であって、硬化後の室温動作で、その縦弾性係数が、５００ＭＰａで、かつ前記金属製の導電部材はその線膨張係数が、５×１０ ^−６ ／℃〜７×１０ ^−６ ／℃の範囲の材料からなることを特徴とする半導体放射線検出器。
3. 前記金属製の導電部材の材料が、鉄−ニッケル合金、鉄−ニッケル−コバルト合金、クロム、タンタルのうちの少なくともひとつであることを特徴とする請求項１または請求項２に記載の半導体放射線検出器。
4. 複数の前記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電極に取り付けられることを特徴とする請求項１から請求項３のいずれか１項に記載の半導体放射線検出器。
5. 前記導電部材は、前記板状素子の対応する電極面を覆う大きさであることを特徴とする請求項１から請求項４のいずれか１項に記載の半導体放射線検出器。
6. 前記導電部材は、前記板状素子の対応する電極面よりも大きく形成されていることを特徴とする請求項５に記載の半導体放射線検出器。
7. 請求項１から請求項６のいずれか１項に記載の半導体放射線検出器と、この半導体放射線検出器が取り付けられる配線基板とを備えた放射線検出モジュールであって、前記導電部材が取り付けられる接続部材が前記配線基板の表面に設けられており、前記接続部材は、複数の前記半導体放射線検出器に対する共通接続部材として前記配線基板上に設置されていることを特徴とする放射線検出モジュール。
8. 前記テルル化カドミウムの板状素子と前記金属製の導電部材とが前記配線基板の表面に直交する状態に前記配線基板に取り付けられてなることを特徴とする請求項７に記載の放射線検出モジュール。
9. 前記金属製の導電部材は、前記配線基板に設けられたコネクタに差し込まれて接続されることを特徴とする請求項８に記載の放射線検出モジュール。
10. 前記テルル化カドミウムの板状素子と前記金属製の導電部材とが前記配線基板の表面に平行となる状態で前記配線基板に取り付けられてなることを特徴とする請求項７に記載の放射線検出モジュール。
11. 請求項７から請求項１０のいずれか１項に記載の放射線検出器モジュールと、前記半導体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ことを特徴とする核医学診断装置。
12. 複数の前記半導体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が前記配線基板に取り付けられていることを特徴とする請求項１１に記載の核医学診断装置。

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