(57)【要約】      （修正有）【課題】放射線検出器及び放射線撮像装置の感度を向上させる。【解決手段】ガンマカメラ１０ａは、棒状のアノード７２ａの周囲を取り囲んでアノード７２ａと接触して放射線が入射される半導体素子７４、及び半導体素子７４の外面に設けられたカソード７３ａを有する複数の放射線検出素子７１ａを備える。放射線検出素子７１ａは、検出器モジュールボード４２ａの保持部Ｈに着脱可能に固定される。保持部Ｈは、アノード７２ａと接触するアノードバネ電極５５ｂ及びカソード７３ａと接触するカソードバネ電極５５ａを有する。複数の放射線検出素子７１ａに対応して設けられた複数の放射線通路を形成したコリメータが、複数の放射線検出素子７１ａの放射線入力側に配置される。アノード７２ａから出力されたγ線検出信号はアノードバネ電極５５ｂを介してデータ処理装置に伝えられる。【選択図】図３
2006242958.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
棒状に形成された第１の電極、前記第１電極の周囲を取り囲んで前記第１電極と接触し
、放射線が入射される半導体素子、及び前記半導体素子の外面に設けられる第２の電極を
有する複数の放射線検出素子と、
前記放射線検出素子から出力される信号を処理する集積回路を備えたこと、
を特徴とする放射線検出器。
【請求項２】
前記放射線検出素子を着脱可能に保持する複数の保持部と、前記保持部に保持された前
記放射線検出素子の前記第１の電極と接触する第１電気接続部と、前記放射線検出素子の
第２の電極と接触する第２電気接続部とを備えること、
を特徴とする請求項１に記載の放射線検出器。
【請求項３】
半導体素子、及び前記半導体素子に設けられた第１電極及び第２電極を有し、前記第１
電極及び前記第２電極のうちの一方の電極が放射線検出信号を出力する信号出力電極であ
り他方の電極が電圧印加電極である複数の前記放射線検出素子と、
前記複数の放射線検出素子を着脱可能に保持し、前記信号出力電極と接触する複数の第
１電気接続部及び前記電圧印加電極と接触する複数の第２電気接続部を有する素子保持手
段と、
前記複数の放射線検出素子のそれぞれの前記信号出力電極から出力された放射線検出信
号を処理する集積回路と、
前記集積回路が設置された集積回路保持手段とを備え、
前記素子保持手段が前記複数の第１電気接続部に別々に接続された複数の第１コネクタ
部、及び前記複数の第２電気接続部にそれぞれ接続された第２コネクタを有し、前記集積
回路保持手段が前記集積回路に接続されて前記複数の第１コネクタ部に別々に着脱可能に
取り付けられる複数の第３コネクタ部、及び前記第２コネクタに着脱可能に取り付けられ
て電圧を印加する第４コネクタ部を有することを特徴とする放射線検出器。
【請求項４】
前記第２電極は前記半導体素子の周囲の前記側面を取り囲んで設けられ、前記第１電極
、前記半導体素子及び前記第２電極が同軸状に配置されている請求項１または請求項３に
記載の放射線検出器。
【請求項５】
前記複数の放射線検出素子の放射線入力側に、前記複数の放射線検出素子に対応して設
けられた複数の放射線通路を形成したコリメータを配置した請求項１ないし請求項４のい
ずれか１項に記載の放射線検出器。
【請求項６】
前記コリメータは前記複数の放射線通路を放射状に配置しており、前記放射線検出素子
の長手方向が前記放射線通路の延長線上に位置するように前記放射線検出素子を配置した
請求項５に記載の放射線検出器。
【請求項７】
棒状の第１電極と、前記第１電極の周囲を取り囲んで前記第１電極と接触し、放射線が
入射される半導体素子と、前記半導体素子の側面に設けられた第２電極とを備え、前記第
１電極の一部が、前記半導体素子の前記第２電極が設けられていない端面から突出してい
ることを特徴とする複数の放射線検出素子。
【請求項８】
前記第２電極は前記半導体素子の周囲の前記側面を取り囲んで設けられ、前記第１電極
、前記半導体素子及び前記第２電極が同軸状に配置されている請求項７に記載の放射線検
出素子。
【請求項９】
放射線が入射され、この放射線の入射方向と交差する方向に並列に配置された複数の半
導体素子と、隣接する前記半導体素子間に配置され、これらの半導体素子の向き合ってい
るそれぞれの第１側面に接触している第１電極と、前記隣接する半導体素子の、前記交差
する方向に位置するそれぞれの第２側面に接触している第２電極とを備え、前記第１電極
が前記半導体素子の前記入射方向に位置する一端面よりも突出していることを特徴とする
放射線検出素子。
【請求項１０】
前記第１電極の幅を前記第２電極のそれよりも狭くした請求項９に記載の放射線検出素
子。
【請求項１１】
前記素子保持部材が、前記放射線検出素子を着脱可能に保持する複数の保持部を有し、
それぞれの前記保持部に前記第１電気接続部及び前記第２電気接続部を設けた請求項３に
記載の放射線検出器。
【請求項１２】
前記保持部は、前記放射線検出素子の前記半導体素子を含む部分が挿入される第１孔部
と前記放射線検出素子の第１電極の突出部が挿入される第２孔部を直列に配置しており、
前記第１孔部内に前記第１電気接続部及び前記第２電気接続部のうちの一方の電気接続部
を設置し、前記第２孔部内に他方の電気接続部を設置している請求項１１に記載の放射線
検出器。
【請求項１３】
前記放射線検出素子が請求項７または請求項９に記載の放射線検出素子である請求項３
に記載の放射線検出器。
【請求項１４】
棒状の第１電極、前記第１電極の周囲を取り囲んで前記第１電極と接触し、放射線が入
射される半導体素子、及び前記半導体素子の側面に設けられた第２電極を有する複数の放
射線検出素子と、
前記放射線検出素子から出力される放射線検出信号を処理する信号処理集積回路と、
前記信号処理集積回路から出力される情報を用いて画像情報を作成する画像情報作成装置
とを備えた放射線撮像装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、Ｘ線，γ線等の放射線の検出，撮像にかかり、特に高エネルギーのγ線を検
出する放射線検出器，放射線検出素子及び放射線撮像装置に関するものである。
【背景技術】
【０００２】
医療用Ｘ線を例に取れば、放射線撮像装置は、フィルム方式に始まり、イメージングプ
レート，フラットパネルディテクタ（ＦＰＤ）と、解像度・分解能ともに優れたものが開
発されてきた。検出素子には、放射線と反応して発光するシンチレータと光を電荷に変え
る光電子増倍管やフォトダイオードを組み合わせたシンチレーション検出器や、放射線と
反応して発生した電荷を直接収集する半導体検出器等の固体素子が用いられてきている。
例えば、シンチレーション検出器が多く用いられているＦＰＤは、従来のＸ線撮像フィル
ムと同様に、透過Ｘ線を撮像できる大面積撮像装置であり、一枚もしくは複数枚から成る
大面積の検出素子基板にＴＦＴ技術等を用いて、素子内で検出したＸ線信号の読み出しを
行うものである。フラットパネルと名の付くように、検出素子は非常に薄く、検出器自体
は板状である。
【０００３】
一方、体内に投与された薬剤線源から放射されるγ線を撮像するガンマカメラ（放射線
検出器）では、用いられるγ線は、Ｘ線に比較してエネルギーが高いため、そのままでは
著しく感度が低下してしまう。すなわち、Ｘ線撮像装置で用いている検出素子の厚みでは
γ線の反応確率は低く、γ線がそのまま検出素子を通過してしまうからである。そのため
、検出素子内での反応確率を上げて感度を向上させるため、検出素子にγ線入射方向の厚
みを要する。つまり、検出素子自体が方向性を持つことになる。したがって、このような
方向性を持つ検出器に対して、γ線は入射方向を規定しなければ位置分解能を得ることが
できない。
【０００４】
一般に、γ線の入射方向性を規定するために、検出器前面にはコリメータと呼ばれるス
リット、もしくは多孔の厚い金属板を配置する（例えば非特許文献１参照）。図２５に、
非特許文献１に記載されている従来のガンマカメラの構成を示す。ガンマカメラの主流は
現在でもＮａＩシンチレータを用いたものであり、この図２５のガンマカメラも同様のシ
ンチレータ３１を用いている。放射線は、コリメータ４１ｅによって制限された角度でシ
ンチレータ３１に入射してシンチレーション光を発する。この光はライトガイド３２を挟
み、光電子増倍管３３に到達して電気信号となる。電気信号は計測回路固定ボード３５に
取り付けられた計測回路３４で整形され、出力コネクタ４６ｅから外部のデータ収集系へ
と送られる。全体を遮光シールドケース４７ｅに収め、外部の放射線以外の電磁波を遮断
している。
【０００５】
一般に、図２５のようなシンチレータ３１を用いたガンマカメラでは、一枚の大きなシ
ンチレータ３１の結晶の後に、大きな光電子増倍管３３を置く構造となるため、位置分解
能は１０mm程度に留まる。またシンチレータ３１を用いた場合、放射線から可視光へ、可
視光から電子へと多段階の変換を経て放射線の検出を行うため、エネルギー分解能が悪い
という問題点を持つ。そのため、現在ではシンチレータ３１に代わり、放射線を直接電気
信号に変換する半導体検出素子を備えた放射線検出装置（放射線撮像装置）８が開発され
てきている（例えば非特許文献２参照）。図２６に示す従来のガンマカメラ（半導体検出
器）は、半導体素子７７は、それぞれ電極（アノード７８、カソード７９）を備えている
。各電極７８，７９により半導体素子７７は、アノード７８を格子状に配置した構成をし
ている（非特許文献１参照）。なお、符号４１ｅはコリメータ、符号４４′は半導体素子
搭載兼ＡＳＩＣ実装ボード、符号４５ｃは特定用途向けのＩＣであるＡＳＩＣ
（Application Specific Integrated Circuit)、符号４６ｃは検出信号を出力する出力コ
ネクタ、符号４７ｃは可視光や電磁波を遮断する遮光シールドケースである。
【０００６】
ところで、ガンマカメラ等においてもＦＰＤと同様に撮像面積の大面積化は必須となっ
てきている。大面積化に伴い、多数の検出素子が必要となる。これら多数の検出素子は、
シンチレーション検出器では大きな一枚の素子基板に隣接・設置された光電子増倍管もし
くはフォトダイオード、半導体検出器では図２６（ｂ）のような電極４８，４９のパター
ン配線により素子として分離される。また、γ線の散乱成分を除くためにγ線はパルスカ
ウンティングにより強度情報を取得する。このため、前置増幅器，波形整形回路，ピーク
デテクト回路等が各素子に必要であり、大面積では膨大な数の回路となるため、これらの
回路はＡＳＩＣ４５ｃを用いることで省スペース化が図られている。
【０００７】
【非特許文献１】（社）日本画像医療システム工業会、「医用画像・放射線機器ハンドブック」、１８４頁
【非特許文献２】日刊工業新聞社、「放射線計測ハンドブック第３版」、９０３頁
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００８】
しかしながら、図２６に示すような従来の半導体検出器では、コリメータ４１ｅを用い
ても、図１４に示すように、検出素子７７（シンチレータ３１）で散乱したγ線が隣接す
るセルに入射し影響を及ぼす。このような散乱線検出（図１４のγ1′ 参照）は、位置分
解能の低下を招く。この現象による不都合を避けるために、放射線検出器では入射γ線
（γ0 ）のエネルギーにより、入射位置を識別する。すなわち、γ線源１６ｄから発する
γ線のエネルギー付近の反応信号（ΔＥ00）を弁別して選択的に検出するため、さらに、
感度が低下する。つまり、元々の感度の低さと、コリメータ４１ｅによる入射γ線の減少
、エネルギーの弁別により放射線検出器の感度は著しく低いものとなる。この感度の低下
を補うために、位置分解能を犠牲にしてコリメータ４１ｅの孔径を大きくして入射線量を
大きくしているが、コリメータ４１ｅの壁厚は高エネルギーγ線の検出ほど厚くしなけれ
ばならない。このことにより、さらに位置分解能が悪くなる。
【０００９】
本発明の目的は、放射線検出器や放射線撮像装置の感度を向上させることにある。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
上記目的を達成する本発明は、棒状に形成された第１の電極、第１電極の周囲を取り囲
んで第１電極と接触し、放射線が入射される半導体素子、及び半導体素子の外面に設けら
れる第２の電極を有する複数の放射線検出素子を備える構成とした。これにより、放射線
に対する感度（有効カウント，Ｓ／Ｎ比）を高めることができる。なお、放射線検出器は
ガンマカメラを含む。
【００１１】
更に、好ましくは、放射線検出素子を着脱可能に保持する保持部を複数備えると共に、放射線検出素子のアノードとカソードを電気的に接続する電気接続部を備えた素子保持手
段（例えば検出器モジュールボード）を有する構成とした。また、素子保持手段と集積回
路（ＡＳＩＣ）が実装された集積回路保持手段（例えばＡＳＩＣモジュールボード）を分
離可能に接続する構成とした。また、半導体検出素子を同軸形状（棒状のアノードの周囲
（外周）に半導体素子を配置しさらにその半導体素子の周囲（外周）にカソードを配置し
た形状）もしくは積層構造とした。また、放射線検出素子の間に放射線の遮蔽体を配置す
る構成とした。これらにより、放射線に対する位置分解能を高めることができる。
【発明の効果】
【００１２】
本発明によれば、放射線検出器における感度の向上に貢献することができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１３】
以下、本発明の実施形態（第１〜第３実施形態）を、図面を参照して詳細に説明する。
なお、第１実施形態は、放射線検出器及び放射線撮像装置における部品等の取付構造及び
接続構造に関する。また、第２実施形態は、放射線検出器におけるコリメータの小型化及
び省略化に関する。また、第３実施形態は、放射線検出器における検出素子（放射線検出
素子）の構造に関する。
【００１４】
（第１実施形態）
取付構造・接続構造により、放射線検出器の保守性等を向上する第１実施形態について
、図１，図２を参照して説明する。
【００１５】
〔ガンマカメラ撮像装置（放射線撮像装置）〕
ガンマカメラ撮像装置は核医学診断装置の一種で、体内に取り込まれた放射性医薬品が
、体内に蓄積または沈着して放出するγ線を体外から計測し、その蓄積度等から診断を補
助するものである。例えば 131Ｉをヨウ化ナトリウムの形で人体に投与し、甲状腺への集
積を体外から計測し、甲状腺の機能の検査を行う。
【００１６】
図１のガンマカメラ撮像装置では、前記のようなＲＩ（Radioisotope）核種を含んだ薬
剤を投与された被検体１７ａを寝台１２ａに乗せ、ガンマカメラ筐体１１に設置された被
検体１７ａ上部のガンマカメラ１０ａにより、被検体１７ａの患部等に集積した薬剤であ
るγ線源１６ａから放射される符号１８ａのγ線を撮像する。筐体１１の脇にはガンマカ
メラ（放射線検出器）１０ａから得られた信号情報を画像化するデータ処理装置（データ
収集装置）１３ａ，画像を表示するモニタ１５ａ，入力装置（キーボード）１４ａが設置
されている。これらデータ処理系は必ずしも筐体１１の近くにある必要はない。以上が、ガンマカメラ撮像装置の構成である。
【００１７】
〔ガンマカメラ〕
続いて、ガンマカメラ撮像装置に備えられるガンマカメラ１０ａの構成を、図２等を参
照して説明する。なお、第１の電極がアノードであるときは第２の電極はカソードであり
、第１の電極がカソードであるときは第２の電極はアノードである。以下の実施形態では
、アノードが第１の電極に相当し、カソードが第２の電極に相当する。
【００１８】
図２に示すガンマカメラ１０ａは、コリメータ４１ａ，γ線を検出する複数の放射線検
出素子（以下、検出素子という）７１ａ，この検出素子７１ａが出力下γ線検出信号（放
射線検出信号）を処理する回路であるＡＳＩＣ（特定用途向け集積回路）４５ａを含んで
構成される。検出素子７１ａは１素子ごとに検出器モジュールボード（素子保持手段，素
子保持部材）４２ａに着脱可能に保持されて固定されている。検出器モジュールボード
４２ａの背面には、ＡＳＩＣ４５ａが設置されたＡＳＩＣモジュールボード（集積回路保
持手段，集積回路保持部材）４３ａが配置され、検出器モジュールボード４２ａとはコネ
クタ４８ａ，４８ｂ，４９ａ，４９ｂで接続され、これも着脱可能となっている。ASIC
４５ａはガンマカメラ１０ａの背面にある出力コネクタ４６ａと接続され、ここからデー
タ収集装置（図示せず）へ取得データが送られる。ちなみに、本実施形態では、アノード
で信号の授受を行いカソードで電位の供給を行うようにしているが、その逆で、アノード
で電位の供給を行いカソードで信号の授受を行うようにしてもよい。
【００１９】
これら検出素子７１ａとＡＳＩＣ４５ａを含めた部品は光によるノイズの影響と、電磁
的なノイズの影響を避けるために、遮光シールドケース４７ａによって覆われている。こ
こまでがガンマカメラ１０ａの本体であり、ガンマカメラ１０ａの前面には入射γ線の方
向を規定するコリメータ４１ａが設置される。コリメータ４１ａはγ線を大きく減衰させ
る金属、例えば鉛やタングステンといった放射線遮蔽材でできており、γ線を通過させる
複数の細長い穴（放射線通路）１９があいている。コリメータ４１ａは入射γ線のエネル
ギーによって種類を変え、取り替えて使うため、ガンマカメラ１０ａの本体とは取り外し
可能になっている。ちなみに、コリメータ４１ａを含め全体をケースで覆ったものがガン
マカメラ１０ａである。
【００２０】
なお、検出器モジュールボード４２ａとＡＳＩＣモジュールボード４３ａの接続は、図
３を参照して以下に説明する。
【００２１】
図３に示すように、検出素子７１ａ（同軸電極素子）は、直方体の半導体素子７４，半
導体素子７４の外周（側面全面）に導電性のある材料により薄く形成されたカソード７３
ａと、半導体素子７４の中央に挿通されたアノード（アノードピン）７２ａを含んで構成
される。アノード７２ａは、検出素子７１ａの後端部から突出して挿通されている。以下
、検出素子７１ａのγ線入射側を先端部とし、その反対側を後端部として説明する。検出
素子７１ａは、放射線と反応して電荷を生成する半導体素子７４を、棒状に形成した第１
の電極（アノード７２ａ）の周囲（外周）に配置し、この第１の電極（アノード７２ａ）
とは極性の異なる第２の電極（カソード７３ａ）を半導体素子７４の周囲（外周）に層状
（膜状）に配置した放射線検出素子に相当する。殊に、検出素子７１ａは、半導体材料な
どを同軸的に配置した構成を有する同軸素子に相当する。
【００２２】
図３に示す検出器モジュールボード４２ａは、検出素子７１ａの後端部の所定長を収容
して保持する孔部である保持部Ｈが複数設けられている。保持部Ｈは、拡径部と縮径部を
有する。検出素子７１ａの後端部が拡径部に保持され、検出素子７１ａの後端部から突出
しているアノード（アノードピン）７２ａが縮径部に保持される。各保持部Ｈにおける拡
径部内には、検出素子７１ａの後端部と接触部する一対のカソードバネ電極（第２電気接
続部）が対向して備えられている。カソードバネ電極５５ａは、検出素子７１ａの保持及
び電位の供給の機能を有する。各保持部Ｈの縮径部内には、一対のアノードバネ電極（第
１電気接続部）５５ｂが対向して備えられている。アノードバネ電極５５ｂは、検出素子
７１ａを、検出器モジュールボード４２ａに対して着脱可能に保持する（取り付ける）。
なお、カソードバネ電極５５ａ，アノードバネ電極５５ｂは、それぞれ板バネを円弧状に
撓ませてあるので、検出素子７１ａの保持が確実に行われる。また、検出素子７１ａの着
脱も容易になる。
【００２３】
なお、この実施形態でのカソードバネ電極５５ａ及びアノードバネ電極５５ｂは、検出
素子７１ａに設けてもよい。ちなみに、前記した検出器モジュールボード４２ａは、放射
線を検出する検出素子７１ａを、両バネ電極５５ａ，５５ｂを介して着脱可能に保持する
保持部Ｈを前面に複数配置して備えると共に、保持部Ｈに保持される検出素子７１ａのア
ノード７２ａとカソード７３ａを電気的に接続する電気接続部（保持部Ｈ）を複数配置し
て備えた構成に相当する。また、この実施形態でのガンマカメラ１０ａは、請求項の「放
射線検出器」に相当する。また、この実施形態の検出器モジュールボード４２ａは、素子
保持ボードでもある。また、この実施形態の保持部Ｈは、電気接続部にも相当する。
【００２４】
図３に示すように、検出器モジュールボード４２ａにはコネクタ４８ａ，４８ｂが、
ＡＳＩＣモジュールボード４３ａにはコネクタ４９ａ，４９ｂがそれぞれ備えられている
。コネクタ４８ａとコネクタ４９ａは互いに嵌合される。コネクタ４８ｂとコネクタ49ｂ
も互いに嵌合される。図３では、コネクタ４８ａ，４８ｂ，４９ａ，４９ｂの構成を明確
にするために、コネクタ４８ａとコネクタ４９ａを、コネクタ４８ｂとコネクタ４９ｂと
を離して図示している。しかしながら、前述したように、コネクタ４８ａとコネクタ49ａ
が、コネクタ４８ｂとコネクタ４９ｂがそれぞれ嵌合されている。これらのコネクタの嵌
合により、検出器モジュールボード４２ａがＡＳＩＣモジュールボード４３ａに取り付け
られ、両ボードに設けられた配線が接続される。
【００２５】
なお、コネクタ４８ａは、各検出素子７１ａのアノード７２ａと接触する各アノードバ
ネ電極５５ｂに一対一で電気的に接続された信号伝達ピン４８ａｐを備える。各信号伝達
ピン４８ａｐは、コネクタ４９ａに備えられる同数の受部４９ａｈに挿入されて信号の授
受を行うようになっている。また、コネクタ４８ｂは、各保持部Ｈに設けられたカソード
バネ電極５５ａに接続された電位供給ピン４８ｂｐを有する。電位供給ピン４８ｂｐは、
コネクタ４９ｂに形成される受部４９ｂｈに挿入されてカソード電位の供給を行うように
なっている。これら構造により、検出器モジュールボード４２ａとＡＳＩＣモジュールボ
ード４３ａが確実に接続される。また、接続を解除して取り外すこともできる。
【００２６】
次にガンマカメラ１０ａの動作について説明する。
【００２７】
図２，図３に示すように、図面の左からγ線が入射したとする。コリメータ４１ａに到
達したγ線は、細長い穴１９以外ではコリメータ４１ａを構成する材質により減衰してし
まうため、検出素子７１ａに到達できない。したがって、その細長い穴１９を通って検出
素子７１ａに到達して、検出素子７１ａ内で検出されたγ線は入射方向が規定される。こ
のため、γ線が放出された位置を同定できる。検出素子７１ａは、γ線の入射によって半
導体素子７４内に生成される電子及び正孔をアノード７２ａとカソード７３ａの２つの電
極に収集することで、γ線の入射を検出する。また、電子及び正孔の収集量に応じた電荷
量から入射γ線のエネルギーも同定できる。
【００２８】
その電荷量を有するγ線検出信号は、検出素子７１ａのアノード７２ａから出力され、
アノードバネ電極５５ｂ，信号伝達ピン４８ａｐ及び受部４９ａｈを介してＡＳＩＣ45ａ
に伝えられる。ＡＳＩＣ４５ａは各検出素子７１ａから出力されたγ線検出信号を処理し
、得られた情報を画像化するデータ処理装置１３ａに出力する。高圧電源(図示せず)から
の高電圧は、受部４９ｂｈ及び電位供給ピン４８ｂｈを介して各カソードバネ電極５５ａ
に伝えられ、各検出素子７１ａのカソード７３ａに印加される。検出素子７１ａでの信号
の検出動作については、後述する素子の実施形態で詳しく述べる。
【００２９】
比較のために従来例について図２６を用いて以下に説明する。
【００３０】
図２６（ａ）に示す従来のガンマカメラでは、検出素子７７は一つの大きな基板であり
、図２６（ｂ）に示すように電極７８のパターンによってピクセルとしていた。また、検
出素子７７はＡＳＩＣ４５ｃが実装された基板４４′にはんだバンプ等により完全に固定
されていた（その他の部分は図２等を参照した説明と同じである）。
【００３１】
このような構成のため、従来のガンマカメラでは、１つの撮像ピクセルが壊れると、基
板４４′、ひいては接続されたＡＳＩＣ４５ｃごと、つまりガンマカメラごと交換しなけ
ればならず、非常に高額な保守コストが要求された。また、ＡＳＩＣ４５ｃと接続した後
に不良素子（不良なピクセル）が発見されても、交換ができなかった。特に半導体検出器
においては、全素子７７にわたる信頼性はまだ充分ではなく、このことは大面積の撮像装
置を実用化する上で大きな障害となっていた。
【００３２】
本実施形態では、このような保守性を考慮し、検出素子は個別に着脱可能な構造とし、
１つの検出素子が壊れても、検出素子単位で交換できるようになっている。
【００３３】
例えば、１０cm角のモジュールボードに１０００ｃｈ（チャンネル）の分離型素子（３
mm角素子）を入れる条件では、従来は数十個の素子（ピクセル）が破損したら、カメラモ
ジュール（基板４４′）を交換することとしていた。これに対し、本実施形態では１個１
個検出素子７１ａを交換できるので、約１／３０のコスト低減になる。また、従来の技術
では、手間とコストの関係から、少しぐらいの素子破損はそのまま使いつづけるため、鮮
明な画像を得ることができないケースが多かった。これに対し、本実施形態のガンマカメ
ラ１０ａでは、わずかなメンテナンスで鮮明な画像を得ることができる。
【００３４】
また、本実施形態では従来技術と異なり、検出器モジュールボード４２ａとＡＳＩＣモ
ジュールボード４３ａが分離可能な構成になっている。このように構成することで、信頼
性の高いＡＳＩＣ４５ａと充分な信頼性を確保することのできない検出素子７１ａを事後
的に分離することができ、製作及び保守に関する自由度を上げることができる。また、従
来は検出素子７７と基板４４′の接続にバンプ接続を用いたが、本実施形態ではバンプ接
続が不要であるので、バンプ接続の際に生じる熱の影響を回避することができる。
【００３５】
さらに、本実施形態では、同じＡＳＩＣ４５ａを用いて撮像することとしても、撮像に
使用するγ線のエネルギーレベルによって、それに見合った検出素子７１ａに変更するこ
とができる。例えば、半導体検出器ではＣｄＴｅ（テルル化カドミウム）素子やＣＺＴと
呼ばれる素子が、検出性能が高いが、低エネルギーでの撮像が主であれば、ＣｄＴｅより
も安価なＧａＡｓ（ヒ化ガリウム）素子を用いたガンマカメラを購入し、必要に応じて、
高エネルギーでも対応できるＣｄＴｅ素子モジュール（検出器モジュールボード４２ａ）
を購入し、モジュールボード４２ａだけ交換すればよい。つまり、検出素子７１ａが取り
付けられた検出器モジュールボード４２ａ、或いは検出素子７１ａだけを別に準備して交
換すればよい。よって、新たにガンマカメラ１０ａをもう一台買う必要はない。また、医
療Ｘ線レベルの低エネルギー領域では、さらに安価なＳｉ素子を、検出素子７１ａとして
用いることもできる。
【００３６】
また、図２，図３のようなパラレルコリメータ４１ａだけでなく、穴１９の配置が放射
状になっており、小部位の拡大撮像を行うコンバージングコリメータ４１ｄ（図４に示す
ガンマカメラ１０ｂ参照）や、カメラ面積よりも大きな範囲を縮小撮像するダイバージン
グコリメータに対応した素子配置を持った検出器モジュールボード４２ａを接続する等、
１つのＡＳＩＣモジュールボード４３ａで、使用目的にあった検出素子７１ａ（検出器モ
ジュールボード４２ａ）やコリメータ４１ａ，４１ｄを選択することも可能となる。この
ような撮像は、検出素子内に各ピクセルに対応した区切りを設けない、一枚の基板での検
出素子による撮像では困難である。すなわち、高エネルギーγ線の検出では素子に厚み
（奥行き）が必要であり、検出体積が方向性を持っているからである。本実施形態では、
ピクセルごとに仕切られており、撮像部位のγ線入射方向に検出素子７１ａの軸方向が揃
っているので、高エネルギーγ線での撮像も可能である。
【００３７】
このように撮像形態のバリエーションが増えることで、従来の単純な等倍平面像に加え
てガンマカメラ１０の撮像用途を拡大することができる。
【００３８】
このように、第１実施形態では保守性の向上，保守コストの低減，製作，保守面での信
頼性確保、応用範囲の拡大等の利点が得られる。
【００３９】
なお、図２等では、検出器モジュールボード４２ａとＡＳＩＣモジュールボード４３ａ
を分離可能にした構成を示したが、図５のガンマカメラ１０ｃの模式的断面図において符
号４４で示すように、両者を一体にして、分離できないようにしてもよい。ちなみに、図
５の構成では、検出素子７１ａは、１つ１つ分離可能になっている。
【００４０】
また、検出素子７１ａを保持する保持部Ｈの、検出器モジュールボード４２ａにおける
配置は、例えば碁盤の目のような格子状にすることができる。また、例えば検出素子７１
ａが断面六角形の場合は、保持部Ｈの配置をハニカム状にすることができる。
【００４１】
（第２実施形態）
次に、コリメータの省略化（小型化）による装置自体の軽量化，小型化、並び感度向上
を達成できる第２実施形態のガンマカメラ撮像装置について、図６等を参照して説明する
。
【００４２】
図６に示す第２実施形態のガンマカメラ１０ｄの大きな特徴は、第１実施形態のような
コリメータ４１ａ（図２等参照）を省略化した（不要とした）ことである。ガンマカメラ
１０ｄは、貫通穴である複数の保持部Ｈ１を構成する格子状の遮蔽体５０ｂを有し、それ
らの保持部Ｈ１内にそれぞれの検出素子７１ａを嵌め込んで保持している。つまり、検出
素子７１ａの周囲（先端面と後端面を除く）をすべて遮蔽体５０ｂで囲んでいる。遮蔽体
５０ｂは導電性の放射線遮蔽材で作られる。
【００４３】
また、このように遮蔽体５０ｂにより検出素子７１ａを保持する構成にしたことに関連
して、導電性のある遮蔽体５０ｂを介してカソード電位を各検出素子７１ａに供給するこ
ととした。検出器モジュールボード４２ｂは、前述した検出器モジュールボード４２ａか
ら、カソードバネ電極５５ａ及び保持部Ｈの拡径部を取り除いている。検出器モジュール
ボード４２ｂの保持部Ｈはアノードバネ電極５５ｂを設けた縮径部を有する。保持部Ｈの
数は検出素子７１ａの数と同じである。アノード７２ａがアノードバネ電極５５ｂと接触
している。電位供給ピン４８ｂｐは遮蔽体５０ｂに接続されている。なお、他の構成要素
、すなわち、ＡＳＩＣモジュールボード４３ａ，コネクタ４８ａ，４８ｂ,４９ａ,４９ｂ
，ＡＳＩＣ４５ａ、出力コネクタ４６ａは、第１実施形態と同じであるので説明を省略す
る。ちなみに、この第２実施形態のガンマカメラ１０ｄは、放射線を検出する検出素子
７１ａを複数備える放射線検出器（ガンマカメラ１０ｄ）の、検出素子７１ａ間にγ線を
遮蔽する遮蔽材５０ｂを配置した構成等にも相当する。
【００４４】
図７に示すように、格子状の遮蔽体５０ｂの各保持部Ｈ内に検出素子７１ａがそれぞれ
配置されている。ここで、各検出素子７１ａは、第１実施形態で述べたように着脱可能に
してあるものでもよいし、着脱可能にしてないものでもよい（以下の説明では着脱可能に
してあるものとする）。
【００４５】
図１１（ａ）に検出素子７１ａを保持する保持構造の１例を示す。遮蔽材５０ｂは保持
部Ｈ１の内側にそれぞれ円弧状に撓ませたカソードバネ電極５５ａが設置されている。検
出素子７１ａはこのカソードバネ電極５５ａにより着脱可能に固定される。ここで用いて
いる検出素子７１ａは、第１実施形態と同様に同軸電極素子であり、中心軸と側面全面の
２つの電極を持っている。このうち、外側（側面全面）の電極はカソード７３ａである。
電位供給ピン４８ｂｐより遮蔽体５０ｂにカソード電位を供給することで、各カソードバ
ネ電極５５ａに接触した全検出素子７１ａに同じ電位が配されるようになっている。検出
素子７１ａは、第１実施形態と同様に、同軸型のアノード７２ａを備えたものを用いてい
るが、これの効果等については後述する。
【００４６】
この構成では、第１実施形態で存在した各検出素子７１ａ間の隙間を遮蔽材５０ｂが有
効に使っている。遮蔽体５０ｂの先端部分が第１実施形態でのコリメータ４１ａの役目を
果たす。なお、遮蔽体５０ｂは、例えば第１実施形態のコリメータ４１ａを構成する材料
と同じ材料によって構成することができる。ちなみに、検出素子７１ａの着脱は、検出素
子７１ａと遮蔽体５０ｂの間にある隙間に専用のピンセットを入れることで行えるように
なっている。
【００４７】
次に第２実施形態での検出動作と利点について、図１４，図１５の従来例との比較を行
いながら図１２，図１３を用いて説明する。
【００４８】
図１４は、検出素子７７（シンチレータ３１）内で検出される主な信号成分を示したも
ので、図１５は一つの検出素子(ピクセル)内で得られる検出信号のエネルギースペクトル
を示したものである。図１４内のコリメータ４１ｅは、図の都合上相当短めに描いてある
。実際は図２７のように非常に長いものである。ちなみに、図１４において、符号１６ｄ
はγ線源（被検体の体内のＲＩ核種）であり、符号１７ｄは被検体であり、符号１８ｄは
γ線源１６から放射されたγ線であり、符号７７は検出素子である。一方、図１２，図
１３は第２実施形態で得られる同様の情報を示したものである。
【００４９】
まず、従来例の検出動作を、図１４等を参照して説明する。
【００５０】
被検体１７ｄ内にあるγ線源１６ｄからは、符号１８ｄで示すγ線が放出される。この
際、γ線源１６ｄからはγ0（エネルギーＥ0）というγ線のみが放出されるとする。γ線
はγ線源１６ｄから等方的に放出されるが、図１４ではコリメータ４１ｅを通過するγ線
のみを描いている。コリメータ４１ｅを通過したγ線γ0 （直達γ線）に対しては、検出
素子７７（シンチレータ３１）内で光電効果によるエネルギーの全吸収（ΔＥ00）と散乱
によるエネルギーの低下（ΔＥ01というエネルギーを放出）が起こる。なお、散乱したγ
線γ1のエネルギーＥ1は、元のγ線γ0のエネルギーＥ0よりも小さい（Ｅ1＜Ｅ0）。この
散乱γ線γ1 が同一ピクセル内で光電効果により全吸収されたとすればΔＥ11というエネ
ルギーを放出する。ΔＥ11とΔＥ01を合せるとΔＥ00に等しい。γ線γ0及びγ線γ1はコ
リメータ４１ｅによって入射方向の規定されたγ線である。このように、光電効果による
エネルギーの全吸収（ΔＥ00）の信号を取得すれば、γ線源１６ｄのより正しい位置画像
情報が得られる。
【００５１】
しかし、既に説明したように、検出素子７７（シンチレータ３１）内での散乱γ線γ1は、必ずしも散乱を起こしたのと同じピクセル内で吸収されるわけではない。隣接するピ
クセル（本来コリメータ４１ｅの隣の隙間から入射するγ線γ0 を検出する部分）に飛散
し、そこで吸収される散乱線検出という現象がある。散乱線検出により吸収したエネルギ
ーをΔＥ11′とする。また、この他にも被検体１７ｄの体内で散乱したγ線が入射する。
つまり、γ線源１６ｄからは一種類のエネルギーのγ線γ0 が放射されているが、実際に
検出素子７７（或いはシンチレータ３１の後段側に設けられる光電子増倍管３３（図２５
参照））で検出されるγ線光子はこのように異なるエネルギーをもったγ線として認識さ
れる。
【００５２】
ある１ピクセルについてこれらエネルギーの異なるγ線の検出カウントをエネルギース
ペクトルとして表わしたものが図１５である。
【００５３】
検出器内散乱線（γ1′ ）は、γ線源１６ｄの位置とは無関係に検出され、偽の位置情
報を与え、画像の位置分解能を低下させる。γ線源１６ｄの真の位置情報を示している信
号は、図中の斜線部の全吸収をしたΔＥ00という信号成分だけである。したがって、通常
は検出信号ごとにエネルギー弁別を行い、あるエネルギー閾値Ｅｔ以上の信号を用いて画
像の質を向上させることが必要になる。しかし、図１５から判るように、この信号は検出
全カウントに比してごくわずかであり、散乱線成分も含んでいる。さらにコリメータ41ｅ
による入射γ線γ0 の減少もあるため、位置分解能を向上させようとすると、それに反し
て非常に感度が低下してしまう。図１６に計測される放射線の成分例を示す。
【００５４】
強弱２つの線源１６ｅ，１６ｆが存在する場合（図１６（ａ））には、一例として、図
１６（ｂ），（ｂ）に示すような１４０ｋｅＶと５１１ｋｅＶとエネルギーレベルが異な
る線源１６ｅ，１６ｆをコリメータ付きの検出器で見た場合の取得画像情報（計測放射線
分布例）が得られる。ただし、検出素子はＣｄＴｅを用いている。なお、図１６（ｂ）,
（ｃ）の棒グラフは、下から上に、光電吸収（全吸収）した直接γ線、コンプトン散乱を
起こした直接γ線であり、一番上が隣接ピクセルからの散乱線である。
【００５５】
図１６（ｂ）から判るように、１４０ｋｅＶのγ線では、光電効果がコンプトン散乱よ
りも確率が高いため、得られた信号はほとんど直接γ線γ0(ΔＥ∞）であり、前記のエネ
ルギー弁別をせずとも十分な画像が得られる。しかし、エネルギーのより高い図１６(ｃ)
の５１１ｋｅＶのγ線（ＰＥＴ検診の際に放射されるγ線）では、カウントされるほとん
どが散乱イベントもしくは散乱線（γ0（ΔＥ01）、γ1′（ΔＥ11′））である。このた
め、真の情報を示すγ0(ΔＥ00）成分のみを使ったのでは感度が図１６（ｂ）に比べて著
しく低く、大きなＳ／Ｎ比が取れず良好な画質を得ることは難しい。Ｓ／Ｎ比を上げるた
めには、撮像時間を長くして検出カウント数を増やさなければならず、被検体１７ｅたる
患者への負担が大きくなるので好ましくない。
【００５６】
一方、第２実施形態では、各検出素子７１ａ内で検出される主な信号成分は、図１２の
ようになる。図１４と異なるところは、各検出素子７１ａ間に配置された遮蔽体５０ｂに
よって隣接ピクセルからの散乱線γ1′ がなくなることである。そのため、エネルギース
ペクトルは図１３のようになる。ここで隣接ピクセルからの散乱線成分γ1′ がない場合
、画像がどうなるかを再び図１６に戻って見てみる。
【００５７】
５１１ｋｅＶのγ線の計測放射線分布例を示す図１６（ｃ）では、明らかに隣接ピクセ
ルからの散乱線成分γ1′(ΔＥ11′)が真のγ線源位置よりも広く分布しており、隣接ピ
クセルからの散乱線が画像の位置分解能を低下させていることは明白である。今、本実施
形態の構成により、隣接ピクセルからの散乱線が除去できたとすると、コンプトン散乱を
起こした直接γ線も含めた分布は、図１６（ｂ）に示した１４０ｋｅＶの情報と大差がな
いことが判る。よって、γ0(ΔＥ00）を抽出するためにエネルギー弁別を行った従来例と
比べると、検出器内散乱成分を信号として扱うことのできる本実施形態では、分解能を保
ったままはるかに大きな感度（有効カウント）を得ることができる。また、位置精度も向
上する。もちろん保守は容易である。
【００５８】
ところで、図６に示すように、第２実施形態では、コリメータ（例えば図２の符号41ａ
等参照）が検出素子７１ａの前面にないので、γ線が斜めに入射することが考えられるが
、検出素子７１ａよりも前面に出た遮蔽体５０ｂの部分は、コリメータと同じ役割を果た
す。また、高エネルギーγ線ほど検出素子７１ａの厚み（長さ）を長くする必要があり、
遮蔽体５０ｂの長さも長くなる。しかし、図６等に示されるような細長い検出素子７１ａ
を考えた場合、検出素子７１ａ自体が斜め入射成分に対し感度が低いことから、特に第１
実施形態のような長いコリメータ４１ａを置く必要はない（もちろん、図２のようなコリ
メータ４１ａを置くことを排除するものではない）。
【００５９】
ちなみに、高エネルギーγ線を撮像する場合ほど本発明の効果は大きくなる。極端な画
像の分解能を要求するのでなければ、許容できる範囲で斜め入射成分を抑える程度の遮蔽
体５０ｂの長さにすればよい。また、図８のように遮蔽材５０ｅと検出素子７１ａの長さ
を揃えて面一にしても、充分な画像が得られる。また、図８において、検出素子７１ａの
先端部が遮蔽材５０ｅから突出したような構成としてもよい。ちなみに、隣接ピクセルか
らの散乱線除去効果による位置分解能と感度の向上は、検査時間の短縮を生み、患者の負
担を大幅に減らす効果をもたらす。
【００６０】
また、従来は、エネルギーを求めてカウントするパルスカウント方式であり、γ線のエ
ネルギーを弁別しながらγ線を計測していた。しかし、この第２実施形態のような構成の
方式では、エネルギー弁別を必要としない測定が可能である。このため、γ線の消滅によ
って発生した電荷電流を積算平均化する電流モードでも用いることができる。電流モード
による計測では、γ線のエネルギーは測定しないため、測定回路構成が簡単になる。その
ため、読出用のＡＳＩＣもパルスカウント用のＡＳＩＣがせいぜい数１０ｃｈしか扱えな
いのに比べて、１チップのＡＳＩＣで数万ｃｈという多数のｃｈが扱え、装置の設計が容
易にでき、より安価な装置が提供できる。
【００６１】
さらに、コリメータを小型に軽減することにより、或いは省略することにより、ガンマ
カメラ（放射線検出器）自体の薄型化、軽量化が図られる。例えば、従来例(図２６参照)
ではコリメータが６０mm、検出素子７７が１５mm、ＡＳＩＣ実装ボード４４′が２５mmで
、全長計１００mm程度の厚みを有するが、この第２実施形態のような構成（図６参照）で
は、検出素子７１ａから飛び出る遮蔽体５０ｂの部分を１０mmに抑えるとすれば、全長計
５０mm程度で済む。これにより約１／２の小型化が図られる。また、その分、保守が容易
になる。
【００６２】
また、従来のガンマカメラは、高エネルギー用のものでは、コリメータだけでも重量は
１００kgを超える。参考までに図２７に中エネルギー用のコリメータの外形例を示す。例
えば、産業調査会の新医療機器事典によると、低エネルギー（２００ｋｅＶ程度）用の汎
用コリメータでは長さ６５mm、穴径３mmで重さは５４kg、高エネルギー(＞４００ｋｅＶ)
用に至っては、長さ６５mm、穴径４mm、重さ１１０kgにもなる。つまり、ガンマカメラの
ほとんどがコリメータの重量で占めていることになる。この重量のため、ガンマカメラを
支持する装置本体（ガンマカメラ筐体１１、図１参照）は強度の面でも非常に大きくなり
、威圧感等から心理的に患者へ与える不安は少なくなかった。この第２実施形態のような
構成では、遮蔽体５０ｂは数１０kg程度とおよそ１／３にでき、装置本体の小型化を図れ
る上に、フレキシブルアームタイプのガンマカメラの構成にしても、ガンマカメラを支え
るアームの負担が少なく、扱いやすいものとなる。このように装置の扱いやすさが向上す
ることで、患者のカメラ設定時間を短縮でき、患者の負担と撮影時間を大幅に軽減できる
。また、保守も容易になる。
【００６３】
第２実施形態のさらなる別の形態としては、図９に示すように、検出素子７１ａの後端
ほどγ0 よりエネルギーの低い散乱線が多くなることから、遮蔽材を前部と後部で分け、
前部遮蔽材５１には遮蔽効果の高い材質、後部遮蔽材５２には軽量な材質を持ってきて、
ガンマカメラ自体の軽量化を図ることもできる。
【００６４】
これらの実施形態は、図１７に示すように、シンチレータ３１ｂとフォトダイオード
３６を組み合わせたガンマカメラでも同様の構成をとることができ、遮蔽材５０ｂにより
、原理上同様の効果を有する。なお、図１７の、符号４２ｆは検出器モジュールボード、
符号４３ｆはＡＳＩＣモジュールボード、符号４５ｆはＡＳＩＣ、符号４７ｆは遮光シー
ルドケース、符号４８ｆ，４９ｆはコネクタである。
【００６５】
（第３実施形態）
続いて、第１実施形態や第２実施形態の放射線検出器に好適に使用することのできる検
出素子の構造に関する実施形態を、図面を参照して説明する（図１８等を適宜参照）。
【００６６】
図１８，第１実施形態8図２等参照)，第２実施形態(図７等参照)での検出素子７１ａは
、中心軸上にピン状のアノード（アノードピン）７２ａ，アノード７２ａの周囲を取り囲
む半導体素子７４，半導体素子７４の外面全面に設けられたカソード７３ａを有する。一
方、図１９に示すような通常の検出素子１７１ｅは、プレーナ型と呼ばれる板状の半導体
素子７６の両面に電極１７２ｅ，１７３ｅを設けたものである。検出素子１７１ｅの半導
体素子７６内でのγ線の消滅によって発生した電荷を完全に収集するために、許容される
電極間隔(図１９の電極１７２ｅと電極１７３ｅとの間隔9は半導体素子７６を構成する半
導体材料によって上限がある。これは電荷キャリアの移動度、寿命、印加電界によって決
まるが、高エネルギーγ線では前記したように、γ線の入射方向に対して素子にある長さ
が必要である。この長さは許容される電極間隔よりも長い。このため、通常、検出素子
１７１ｅは、γ線の入射方向に対して直交する方向の２つの側面に電極１７２ｅ，173eを
配置し、対向する電極の間からγ線を入射させる構成をとる。また、検出感度を上げるた
めに図１９（ｂ）に示すように、並列に配置された検出素子１７１ｅを同じ電極同士で貼
り合わせて、一つの単体検出素子として用いる場合もある。遮蔽体５０ｂ（図６等参照）
を検出素子７１ａの周囲に配置する第２実施形態は、このような単体検出素子を適用する
と、遮蔽体５０ｂはある電位（カソード電位）を持っているため、検出素子１７１ｅの電
極のない側面部分が電位による電界の影響を受けて、局所的に強い電界が生じるという問
題がある。また、サイドに露出したアノード１７２ｅが、カソード電位を供給している遮
蔽体５０ｂに接触しないように、絶縁処理を施さなければならないという問題がある。
【００６７】
一方、本実施形態で説明する検出素子７１ａ（図１８等参照）は同軸素子であり、かつ
側面全面がカソード７３ａとなっている。ここで、カソード電位は共通であることから、
図１８（ｂ）のように検出素子７１ａを密集させて配置して、隣接する検出素子７１ａ同
士が接触しても問題はない。むしろ接触させることにより、一個所の給電で全検出素子
７１ａに同電位を印加させることができるようになる。この構造により、図１１（ａ），
（ｂ）に示したように格子状の遮蔽体５０ｂ内に設置したカソードバネ電極５５ａにより
、検出素子７１ａの保持と給電の両方を行うことが可能になる。つまり、遮蔽体５０ｂに
カソード電位を与えれば、カソード７３ａを介して必然的に全検出素子７１ａにカソード
電位が供給される。一方、アノード７２ａは、検出信号端子であり、各検出素子７１ａで
独立にする必要がある。中心軸上に配置したピン状のアノード７２ａはこのような検出素
子７１ａ毎の独立性を保つと共に、検出器モジュールボード４２ｂ（図２等参照）への素
子接続を単純なピン接続とすることを可能にする。さらに同軸型の検出素子７１ａは、以
下に説明するγ線の検出効率の向上効果をもたらす。
【００６８】
この素子構造の別形態として、検出素子の製作性を考慮して、図２０に示すような４分
割した検出素子片７１ｂ′の側面にそれぞれカソード７５ａ，アノード７４ａを蒸着する
。４つ検出素子片７１ｂ′の各アノード７４ａを、図２０（ｂ）に示す断面角型のアノー
ドピン７２ｂに面して位置させる。そして、４つの検出素子片７１ｂ′同士及びそれらの
素子片のアノード７４ａとアノードピン７２ｂを接着して、検出素子を構成することもで
きる。
【００６９】
また、図２１のように断面十字型のアノードピン７２ｃを用いても同様の検出素子71ｃ
を製作することが可能である。なお、図２１の符号７１ｃ′は検出素子片であり、符号
７４ｂはアノード、符号７５ｂはカソードである。
【００７０】
ところで、アノード面積をカソード面積に比較して小さくすると、エネルギー分解能が
向上するスモールピクセル効果という現象が知られている。プレーナ型と呼ばれる対向電
極を備えた平板型の検出素子７１ｆでは、電子を収集するアノード７２ｆの面積をカソー
ド７３ｆの面積に比較して小さくし、これらのアノード７２ｆ、カソード７３ｆを別々の
面に設置した複数の半導体素子片７１ｆ′（図２２（ａ））を並列に配置して構成される
。検出素子７２ｆは、スモールピクセル効果によりエネルギー分解能を向上させることが
できる。したがって、γ線の検出効率が向上する。
【００７１】
なお、この検出素子７１ｆと格子状の遮蔽体５０ｂを組み合わせた構成の例が図１０に
示される。検出素子７１ｆを遮蔽体５０ｂ内で保持する構成の一例を示したのが図１１
（ｂ）である。この場合、検出器７１ｆのカソード７３ｆが遮蔽体５０ｂ内に設けられた
カソードバネ電極５５ａと接触して保持される。アノード７２ｆは検出素子側面にはみ出
ることはないため、遮蔽体５０ｂに触れることはない。このため、遮蔽体５０ｂと検出素
子７１ｆを絶縁する必要はない。また、カソードバネ電極５５ａによる接触は両面のカソ
ード７３ｆで受けることができる。アノード７２ｆが検出素子７１ｆの中心部に集中して
いることから、格子状の遮蔽体５０ｂによる電界の影響は小さい。検出素子７１ｆの製作
の点から非常に実用的な構成といえる。この素子構造によって、複数の半導体素子片を並
列に配置した検出素子を用いた素子分離型の実用的なガンマカメラを実現できる。
【００７２】
以上述べたような放射線検出器及び検出素子は、図１を参照して説明したガンマカメラ
撮像装置では非常に有効である。その他にも図２３に示すような、対向して配置された２
つのガンマカメラ１０ｂを設置したカメラ回転リング２１を回転させて立体画像を得る
ＳＰＥＣＴ（単光子放射型断層写真）装置２０でも同様の効果を有することは明らかであ
る。感度（有効カウント，Ｓ／Ｎ比）の向上効果は勿論、保守性の向上，保守コスト低減
，装置の薄型化，軽量化，検査時間の短縮による患者の負担低減等、ガンマカメラと共通
した利点をもたらす。特に複数台のガンマカメラを用いるＳＰＥＣＴ装置２０では、保守
性の向上，保守コストの低減，軽量化は大きな利点となる。ＳＰＥＣＴ装置２０では、ガ
ンマカメラ１０ｂの替りにガンマカメラ１０ｄ（図６）を２つ設けてもよい。
【００７３】
ＰＥＴ装置は、撮像ピクセル数は数十万個以上になる場合もあり、数１０個の素子欠陥
で大きなカメラユニットを交換するのはランニングコストを非常に悪くする。そこで、図
２４に示したＰＥＴ装置２５は、着脱可能な検出素子７１ａ等やＡＳＩＣと分離できるコ
ネクタボード(検出器モジュールボード４２ａやＡＳＩＣモジュールボード４３ａ)を備え
た複数のガンマカメラ１０ａをベッド１２ａの周囲に環状に配置している。これにより、
ＰＥＴ装置の保守性とランニングコストを大幅に向上させることができる。また、ＰＥＴ
装置は５１１ｋｅＶという高エネルギーγ線を対象とするため、前記したように従来技術
では検出効率は非常に低い。したがって、ガンマカメラ１０ａ等のＰＥＴ装置への適用は
、γ線の検出効率を向上させる点で、またγ線を入射した検出素子の位置特定精度を増大
させる。ガンマカメラ１０ａの替りにガンマカメラ１０ｄ等の前述した他のガンマカメラ
を用いてもよい。
【００７４】
なお、以上説明した本発明は、前記した実施形態に限定されることなく幅広く変形実施
することができる。例えば、第１実施形態から第３実施形態を適宜組み合わせて実施する
ことができる。また、前記実施形態では、主として医療用途を例に説明したが、用途はこ
れに限定されるものではなく、広く産業一般や研究用途などに適用することができる。ま
た、半導体検出素子の半導体材料も特定のものに限定されるものではない。また、検出素
子７１ａをバネ電極５５ａ，５５ｂ）を介して着脱可能に保持することとしたが、これは
一例であり、他の保持機構でもよい。
【図面の簡単な説明】
【００７５】
【図１】本発明にかかる実施形態の放射線撮像装置としてのガンマカメラ装置の模式的外観斜視図である。
【図２】本発明にかかる第１実施形態のガンマカメラの模式的側断面図である。
【図３】図２の一部を拡大した図である。
【図４】コンバージングコリメータを適用した他の実施形態のガンマカメラの模式的側断面図である。
【図５】ガンマカメラの他の実施形態の模式的側断面図である。
【図６】本発明にかかる第２実施形態のガンマカメラの模式的側断面図である。
【図７】図６の遮蔽体の斜視図である。
【図８】遮蔽体の他の実施形態（短い遮蔽材）の斜視図である。
【図９】遮蔽体の他の実施形態（複数の遮蔽材）の斜視図である。
【図１０】図２２（ｂ）に示す検出素子を適用した遮蔽体の斜視図である。
【図１１】検出素子の保持状態を示す図であり、（ａ）は図６に示すアノードピンを備える検出素子の保持状態を示す図、（ｂ）は図２２の検出素子の保持状態を示す図である。
【図１２】図６のガンマカメラにおける隣接ピクセルからの散乱線を遮蔽体で防ぐ第２実施形態での原理を示す説明図である。
【図１３】図６のガンマカメラにおける隣接ピクセルからの散乱線除去効果を示す説明図である。
【図１４】図２６の従来のガンマカメラにおける検出器内散乱線の発生原理を示す説明図である。
【図１５】検出器内で得られる検出γ線のエネルギースペクトルを示す図である。
【図１６】エネルギーレベルが異なるγ線源からの計測放射線分布例を示す図であり、（ａ）はγ線源と検出器の位置関係を示す説明図、（ｂ）はその（ａ）に対する  １４０ｋｅＶのγ線における計測放射線分布例を示す説明図、（ｃ）はその（ａ）に対する５１１ｋｅＶのγ線における計測放射線分布例を示す説明図である。
【図１７】ガンマカメラ他の実施形態（シンチレータ利用）の模式的側断面図である。
【図１８】本発明にかかる第３実施形態のγカメラにおける、（ａ）は検出素子の斜視図であり、（ｂ）は検出素子を複数配置した状態を示す斜視図である。
【図１９】放射線検出素子の他の実施形態を示し、（ａ）はこれに用いられる半導体素子片の斜視図、（ｂ）はその実施形態の斜視図である。
【図２０】放射線検出素子の他の実施形態を示し、（ａ）はその放射線検出素子に用いられる半導体素子片の斜視図、（ｂ）はその放射線検出素子に用いられるアノードの斜視図、（ｃ）はその放射線検出素子の斜視図である。
【図２１】放射線検出素子の他の実施形態を示し、（ａ）はその放射線検出素子に用いられる半導体素子片の斜視図、（ｂ）はその放射線検出素子に用いられるアノードの斜視図、（ｃ）はその放射線検出素子の斜視図である。
【図２２】放射線検出素子の他の実施形態を示し、（ａ）はその放射線検出素子に用いられる半導体素子片の斜視図、（ｂ）はその放射線検出素子の斜視図である。
【図２３】放射線撮像装置（ＳＰＥＣＴ装置）の構成図である。
【図２４】放射線撮像装置（ＰＥＴ装置）の構成図である。
【図２５】従来のガンマカメラの構成図である。
【図２６】従来の他のガンマカメラの構成図である。
【図２７】従来のガンマカメラに用いられるコリメータの断面図である。
【符号の説明】
【００７６】
１０ａ，１０ｂ，１０ｃ，１０ｄ，１０ｆ…ガンマカメラ（放射線検出器）、１１…ガ
ンマカメラ筐体，１２ａ…寝台，１３ａ…データ処理装置、１５…モニタ、１６…γ線源
、１７ａ…被検体、２０…ＳＰＥＣＴ装置、２１…カメラ回転リング、２５…ＰＥＴ装置
、３５…計測回路固定ボード、４１ａ，４１ｄ…コリメータ、４２ａ…検出器モジュール
ボード、４３ａ…ＡＳＩＣモジュールボード、４５ａ…ＡＳＩＣ、４６ａ…出力コネクタ
、４７…遮光シールドケース、４８ａ，４８ｂ，４９ａ，４９ｂ…コネクタ、５０ｂ，
５０ｅ，５１…遮蔽体、５５ａ…カソードバネ電極、５５ｂ…アノードバネ電極、Ｈ，
Ｈ１…保持部（電気接続部）、７１ａ，７１ｅ，７７…検出素子、７２ａ,７２ｆ,７４ａ
，７４ｂ…アノード、７３ａ，７３ｆ，７５ａ，７５ｂ…カソード、７８，７９…電極。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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【図１８】
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【図１９】
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【図２０】
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【図２１】
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【図２２】
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【図２３】
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【図２４】
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【図２５】
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【図２６】
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【図２７】
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