(57)【要約】【課題】  検出器を低温に維持することができ、時間分解能およびエネルギー分解能を向上させ、高精度の診断を行なうことができる核医学診断装置を提供する。【解決手段】  核医学診断装置は、ベッド１４に支持された被検体Ｈを撮像する撮像装置１１が、被検体Ｈから放出される放射線を検出する放射線検出器２１を配置した検出器基板２０Ａと、放射線検出器２１の検出信号を処理する信号処理装置が配置された信号処理基板２０Ｂとを中間基板２０Ｃを介してコネクタＣ１，Ｃ２で連結し、放射線検出器２１が含まれる検出器空間Ａと信号処理装置が含まれる信号処理装置空間Ｂとを分離した。【選択図】      図３
2006284394.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体を支持するベッドと、このベッドに支持された前記被検体を撮像する撮像装置とを備え、
前記撮像装置は、複数の放射線検出器、および前記放射線検出器の検出信号を入力する信号処理装置、および前記放射線検出器と前記信号処理装置との間に介在され、前記放射線検出器が配置される検出器空間および前記信号処理装置が配置される信号処理装置空間をお互いに分離する中間基板を含むユニット基板を有することを特徴とする核医学診断装置。
【請求項２】
被検体を支持するベッドと、このベッドに支持された前記被検体を撮像する撮像装置とを備え、
前記撮像装置は、複数の放射線検出器が搭載された検出器基板と、
前記放射線検出器の検出信号を入力する信号処理装置を搭載した信号処理基板と、
前記検出器基板と前記信号処理基板の間に配置され、前記検出器基板及び前記信号処理基板が両面に連結される中間基板とを含むユニット基板を有し、
前記撮像装置内に形成される、前記放射線検出器が配置される検出器空間および前記信号処理装置が配置される信号処理装置空間を前記中間基板でお互いに分離したことを特徴とする核医学診断装置。
【請求項３】
冷却材を前記信号処理装置空間に供給する冷却装置を備えることを特徴とする請求項１または請求項２に記載の核医学診断装置。
【請求項４】
冷却材を前記検出器空間から前記信号処理装置空間に供給する通路を有する冷却装置を備えることを特徴とする請求項１または請求項２に記載の核医学診断装置。
【請求項５】
冷却材を前記検出器空間に供給する第１の冷却装置と、冷却材を前記信号処理装置空間に供給する第２の冷却装置とを備えることを特徴とする請求項１または請求項２に記載の核医学診断装置。
【請求項６】
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５のいずれか１項に記載の核医学診断装置。
【請求項７】
複数の前記検出器基板からの信号が、前記中間基板を介して一つの前記信号処理基板で処理されてなる請求項２から請求項６のいずれか１項に記載の核医学診断装置。
【請求項８】
請求項１から請求項７のいずれか１項に記載の核医学診断装置であって、
複数の前記ユニット基板の少なくとも一部を収納部材内に設けた検出器ユニットを備え、複数の前記検出器ユニットを、前記ベッドの周囲に配置し、前記中間基板が前記収納部材内を前記検出器空間および前記信号処理装置空間に分離することを特徴とする核医学診断装置。
【請求項９】
前記ユニット基板の、前記放射線検出器が存在する部分が前記収納部材の外側に位置することを特徴とする請求項８に記載の核医学診断装置。
【請求項１０】
前記収納部材の一部が前記中間基板で構成されていることを特徴とする請求項８または請求項９に記載の核医学診断装置。
【請求項１１】
前記撮像装置は前記ベッドの周囲を取り囲む環状の支持部材を備え、複数の前記検出器ユニットは前記支持部材に取り付けられ、
前記冷却装置は、前記支持部材より内側で前記撮像装置内に形成された第１冷却材通路、および前記支持部材より外側で前記撮像装置内に形成され、前記第１冷却材通路内の前記冷却材が供給される第２冷却材通路を有し、
前記検出器ユニットの、前記検出器空間を構成する部分が前記第１冷却材通路内に配置され、前記検出器ユニットの、前記信号処理装置空間を構成する部分が前記第２冷却材通路内に配置されることを特徴とする請求項８に記載の核医学診断装置。
【請求項１２】
前記撮像装置は前記ベッドの周囲を取り囲む環状の支持部材を備え、複数の前記検出器ユニットは前記支持部材に取り付けられ、
前記冷却装置は、前記支持部材より内側で前記撮像装置内に形成された第１冷却材通路、および前記支持部材より外側で前記撮像装置内に形成され、前記第１冷却材通路内の前記冷却材が供給される第２冷却材通路を有し、
前記検出器ユニットの、前記信号処理装置空間を構成する部分が前記第２冷却材通路内に配置され、前記検出器ユニットに設けられた前記ユニット基板の、前記放射線検出器が存在する部分が、前記収納部材の外側に位置し前記第１冷却材通路内に配置されたことを特徴とする請求項８に記載の核医学診断装置。
【請求項１３】
前記信号処理装置空間への前記冷却材の導入口は、前記中間基板の近傍に位置していることを特徴とする請求項３から請求項１２のいずれか１項に記載の核医学診断装置。
【請求項１４】
前記信号処理装置空間における前記中間基板が配置される側と反対側で前記中間基板から遠ざかる位置に、前記導入口から導入された冷却材を排出する排出口が設けられていることを特徴とする請求項１３に記載の核医学診断装置。
【請求項１５】
前記排出口は前記中間基板と対峙する位置に設けら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。
【請求項１６】
複数の放射線検出器、および前記放射線検出器の検出信号を入力する信号処理装置、および前記放射線検出器と前記信号処理装置の間に配置され、前記放射線検出器が配置される検出器空間および前記信号処理装置が配置される信号処理装置空間をお互いに分離する中間基板を含むユニット基板を有する撮像装置を備えた核医学診断装置の冷却方法であって、
前記信号処理装置空間に冷却材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。
【請求項１７】
複数の放射線検出器、および前記放射線検出器の検出信号を入力する信号処理装置、および前記放射線検出器と前記信号処理装置の間に配置され、前記放射線検出器が配置される検出器空間および前記信号処理装置が配置される信号処理装置空間をお互いに分離する中間基板を含むユニット基板を有する撮像装置を備えた核医学診断装置の冷却方法であって、
前記信号処理装置空間に冷却材を供給し、
前記信号処理装置空間に供給された冷却材を前記信号処理装置空間から前記検出器空間へ供給することを特徴とする核医学診断装置の冷却方法。
【請求項１８】
被検体を支持するベッドと、このベッドに支持された前記被検体を撮像する撮像装置とを備え、
前記撮像装置は、前記ベッドの周囲を取り囲む環状の支持部材、および前記支持部材に取り付けられた複数の検出器ユニットを有し、
前記検出器ユニットは、複数の放射線検出器、前記放射線検出器の検出信号を入力する信号処理装置および前記放射線検出器と前記信号処理装置の間に配置された中間基板を含むユニット基板を、収納部材内に設け、
前記支持部材より内側で前記撮像装置内に形成された第１冷却材通路、および前記支持部材より外側で前記撮像装置内に形成された第２冷却材通路を有する冷却装置を備え、
前記収納部材に取り付けられた前記中間基板が、前記放射線検出器が配置される検出器空間および前記信号処理装置が配置される信号処理装置空間を分離し、
前記検出器ユニットの、前記検出器空間を構成する部分が前記第１冷却材通路内に配置され、前記検出器ユニットの、前記信号処理装置空間を構成する部分が前記第２冷却材通路内に配置されている核医学診断装置の冷却方法であって、
前記第１冷却材通路に冷却材を供給し、前記第１冷却材通路内の前記冷却材を前記第２冷却材通路に供給することを特徴とする核医学診断装置の冷却方法。
【請求項１９】
被検体を支持するベッドと、このベッドに支持された前記被検体を撮像する撮像装置とを備え、
前記撮像装置は、前記ベッドの周囲を取り囲む環状の支持部材、および前記支持部材に取り付けられた複数の検出器ユニットを有し、
前記検出器ユニットは、複数の放射線検出器、前記放射線検出器の検出信号を入力する信号処理装置および前記放射線検出器と前記信号処理装置の間に配置された中間基板を含むユニット基板を、収納部材に取り付け、
前記支持部材より内側で前記撮像装置内に形成された第１冷却材通路、および前記支持部材より外側で前記撮像装置内に形成された第２冷却材通路を有する冷却装置を備え、
前記収納部材内に設けられた前記中間基板が、前記放射線検出器が配置される検出器空間および前記信号処理装置が配置される信号処理装置空間を分離し、
前記検出器ユニットの、前記検出器空間を構成する部分が前記第１冷却材通路内に配置され、前記検出器ユニットに設けられた前記ユニット基板の、前記信号処理装置が前記第２冷却材通路内に配置されている核医学診断装置の冷却方法であって、
前記第１冷却材通路に冷却材を供給し、前記第１冷却材通路内の前記冷却材を前記第２冷却材通路に供給することを特徴とする核医学診断装置の冷却方法。
【請求項２０】
前記ユニット基板は、前記放射線検出器を含む検出器基板および前記放射線検出器の検出信号を入力する前記信号処理装置を含む信号処理基板を備えた請求項１８または請求項１９に記載の核医学診断装置の冷却方法。
【請求項２１】
前記ユニット基板の前記信号処理基板を少なくとも内部に収納する収納部材を備え、前記中間基板が前記収納部材に取り付けられている請求項２に記載の核医学診断装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、放射線を利用した核医学診断装置に係り、特に、陽電子放出型断層撮影装置（Positron Emission Computed 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。
【背景技術】
【０００２】
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、単光子放出型断層撮影装置（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、高速・高詳細画像が提供されるようになってきた。
【０００３】
核医学診断装置である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複数の放射線検出器で消滅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（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。
【０００４】
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線を放射線検出器で計測している。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では放射線検出器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、放射線検出器の数が少なくて済むこと等であり、装置構成が簡単である。
【０００５】
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、放射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（ホトマル）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、可視光変換時のホ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。
【０００６】
そこで、近年、核医学診断装置用の放射線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、生成される電子やホール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。
【０００７】
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）。
【特許文献１】特開平１０−１６０８４７号公報（全頁）
【特許文献２】特開平９−２７６２６２号公報（全頁）
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００８】
ところで、ＰＥＴ検査では、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。消滅γ線対の検出時刻には、放射線検出器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。
【０００９】
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、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。偶発的に捕らえられたγ線対（偶発同時イベント）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。
【００１０】
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、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（信号処理装置）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懸念があった。
【００１１】
本発明は、信号処理装置で発生する熱が放射線検出器に伝わることを抑制することができ、時間分解能およびエネルギー分解能を向上させ、高精度の診断を行なう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。
【課題を解決するための手段】
【００１２】
前記課題を解決するため、本発明の核医学診断装置はベッドに支持された被検体を撮像する撮像装置が放射線検出器、信号処理装置および中間基板を有するユニット基板を有し、撮像装置内に形成される、放射線検出器が配置される検出器空間、および信号処理装置が配置される信号処理装置空間を、前記中間基板でお互いに分離した構成とした。この構成によれば、発熱要素を有する信号処理装置の設置される信号処理装置空間と発熱はしないが低温に維持したい放射線検出器が設置される検出器空間とを中間基板で遮断することができ、信号処理装置で発生する熱が放射線検出器に伝わるのを抑制することができる。したがって、ＰＥＴ画像の画質が向上して、高精度な診断が可能となる。
【００１３】
好ましくは、冷却装置により、冷却材を供給するように構成する。ここで、冷却材は、検出器空間から信号処理装置空間に供給されるように構成してもよいし、検出器空間、信号処理装置空間に別々に供給されるように構成してもよい。さらに、発熱要素を有する信号処理装置空間にのみ供給されるように構成してもよい。これらのような構成とすることにより、信号処理装置空間における温度上昇が抑制され、検出器空間の放射線検出器側における温度上昇が著しく抑制されるようになる。
【００１４】
また、複数の検出器基板からの信号が、中間基板を介して一つの信号処理基板で処理されるようにすることで、複数の検出器基板からの信号を一つの信号処理基板で賄うことができ、設計の自由度が高まる。
【００１５】
また、本発明の核医学診断装置の冷却方法は、ユニット基板上の放射線検出器が設置される検出器空間と信号処理装置が設置される信号処理装置空間とを隔壁状の中間基板によりお互いに分離し、信号処理装置空間に冷却材を供給するステップを具備する。これによれば、信号処理装置が配置される信号処理装置空間を冷却材で冷却することができ、放射線検出器を低温状態に保持することができる。
【００１６】
冷却材は、検出器空間、信号処理装置空間に別々に供給されるように構成してもよいし、検出器空間に供給した後、検出器空間から信号処理装置空間に供給されるように構成してもよい。この場合、検出器空間から信号処理装置空間に供給される冷却材により放射線検出器を効率よく冷却することができ、放射線検出器を低温状態に保持することができる。
【発明の効果】
【００１７】
本発明によれば、信号処理装置で発生する熱が放射線検出器に伝わることを抑制することができ、時間分解能およびエネルギー分解能を向上させ、高精度の診断を行なう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。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１８】
次に、本発明の好適な一実施形態である核医学診断装置について、適宜図面を参照して詳細に説明する。なお、本実施形態では、核医学診断装置を構成する撮像装置としてＰＥＴ装置を例にとって説明する。もちろん、本発明はＰＥＴ装置に限らずＳＰＥＣＴ等のその他の撮像装置を用いた核医学診断装置に適用することが可能である。
【００１９】
〔実施形態１〕
はじめに、図１、図２を参照して、本実施形態の核医学診断装置（ＰＥＴ装置１）の概略構成を説明する。ＰＥＴ装置１は、撮像装置１１と、この撮像装置１１が撮像して得た検出データを処理して画像データに変換するデータ処理装置１２と、このデータ処理装置１２が出力する画像データを二次元または三次元的に表示する表示装置１３と、被検者（被検体）Ｈ（図２参照）を体軸方向に進退動可能に支持するベッド１４とを備えている。
撮像装置１１は、多数の半導体放射線検出器（以下、単に検出器という（図３（ａ）（ｂ）、図４参照、以下同様）、詳細は後記する）２１を有する検出器ユニット２を備えている。検出器ユニット２は、図２に示すように、撮像装置１１のケーシング１１Ａ内に配置され、撮像装置１１の空間Ｓ内に挿入されたベッド１４を取り囲むように、被検者Ｈの体軸Ｚを略中心として周方向に多数配置されている。撮像装置１１には、さらに冷却装置５０（図２に構成要素の一部を図示）が設けられている。
【００２０】
被検者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Ｃ（図２）に集積する。図２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、被検者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つの検出器２１で検出される。そして、これらの検出器２１から出力される検出信号に基づいて、被検者Ｈの体内におけるγ線の発生源（放射性薬剤の集積部）の位置が特定される。
【００２１】
図２に示された、検出器ユニット２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。撮像装置１１に設けられた冷却装置５０は、この検出器ユニット２の検出器２１を冷却するためのものである。本実施形態では、検出器２１を冷却する冷却材（冷却媒体）として空気を利用している。冷却装置５０の詳細については後記する。
【００２２】
データ処理装置１２は、図２に示すように、同時計測装置１２Ａ、及び画像情報作成装置１２Ｂを有する。データ処理装置１２は、検出器ユニット２に内蔵された結合基板２２（図３（ｂ））の結合ＦＰＧＡ（Field Programmable Gate Array）２８から出力されるデータ（後記するパケットデータ）を取り込む。同時計測装置１２Ａは、この取り込んだデータを用いて同時計数することにより、１つの陽電子の消滅により発生した一対のγ線を検出した一対の検出器２１の位置を特定し、これらの位置情報を図示しない記憶装置に記憶する。そして、画像情報作成装置１２Ｂは、この特定された位置情報に基づいて被検者Ｈに対するＰＥＴ画像情報（断層像情報）を作成し、これを表示装置１３に表示させるべく出力するようになっている。
【００２３】
具体的には、同時計測装置１２Ａは、複数の検出データの検出時刻データを比較し、同時計数の時間窓（例えば、１０ｎｓ）に入る２つのデータを有効データ対として判定する。さらに、画像情報作成装置１２Ｂは、前記有効データ対の各検出器位置情報を用いて画像再構成を実施してＰＥＴ画像を作成する。そして、画像情報作成装置１２Ｂは作成したＰＥＴ画像を表示装置１３に出力する。
【００２４】
次に、主要構成部分の詳細について説明する。
まず、図３（ａ）（ｂ）を参照して、検出器ユニット２について説明する。検出器ユニット２は、複数の基板からなるユニット基板２０を収納部材である筐体３０内に収納して構成される。ちなみに、撮像装置１１（図２参照）は、この検出器ユニット２が周方向に６０〜７０個着脱自在に配置されて構成されており、保守点検が容易なようにされている。
ユニット基板２０は、検出器基板２０Ａ、信号処理基板２０Ｂ及び中間基板２０Ｃを有する。中間基板２０Ｃは、検出器基板２０Ａと信号処理基板２０Ｂとの間に配置される。検出器基板２０ＡはコネクタＣ１を介して、信号処理基板２０ＢはコネクタＣ２を介してそれぞれ中間基板２０Ｃに連結されている。図３（ｂ）に示すように、１つの検出器ユニット２は、１６枚の検出器基板２０Ａ、８枚の信号処理基板２０Ｂ及び１枚の中間基板２０Ｃを有している。中間基板２０Ｃは、コネクタＣ１とコネクタＣ２に接続される配線（図示せず）を基板内に設けている。撮像装置１１において、複数の検出器基板２０Ａおよび複数の信号処理基板２０Ｂは、図２に示した被検者Ｈの体軸Ｚ方向（ベッド１４の長手方向）にそれぞれ直交するように複数枚並べられた状態で中間基板２０Ｃに取り付けられ、このうち信号処理基板２０Ｂが筐体３０内に収納されるようになっている。
【００２５】
検出器基板２０Ａおよび信号処理基板２０Ｂは、中間基板２０Ｃの両面に設けられた前記コネクタＣ１，Ｃ２により、中間基板２０Ｃに対してそれぞれが略垂直となる状態に、相互に電気的に連結されている。すなわち、検出器基板２０Ａおよび信号処理基板２０Ｂを中間基板２０ＣのコネクタＣ１，Ｃ２にそれぞれ連結することによって、中間基板２０Ｃの基板内に設けられた配線（第３配線）は、後記する検出器基板２０Ａの基板に設けられた配線（第１配線）と信号処理基板２０Ｂの基板に設けられた配線（第２配線）に接続される。本実施形態では、１枚の信号処理基板２０Ｂに対して２枚の検出器基板２０Ａが電気的に連結されるようになっており、両コネクタＣ１，Ｃ２は、中間基板２０Ｃを隔てて両面の対応する位置に近接配置されている。これにより、２枚の検出器基板２０Ａからの信号を信号処理基板２０Ｂへ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。また、このように１枚の信号処理基板２０Ｂに対して２枚の検出器基板２０Ａが電気的に連結されているので、信号処理基板２０Ｂの数は、検出器基板２０Ａの数の半分で済むこととなり、筐体３０内のスペースを有効に利用して信号処理基板２０Ｂ同士の間隔を検出器基板２０Ａ同士の間隔よりも広い間隔で配置することができる。つまり、信号処理基板２０Ｂ同士の間には、後記する冷却材としての空気を通流するのに好適な広い空間が形成されるようになる。
また、検出器基板２０Ａおよび信号処理基板２０Ｂの中間基板２０Ｃとの電気的接続は、コネクタＣ１，Ｃ２によって行われることから、基板同士の接続・接続の解除（連結・連結の解除）は容易である。したがって、例えば、後記する検出器２１、アナログＡＳＩＣ２４およびデジタルＡＳＩＣ２６等に不具合が生じた場合には、不具合のある部分の検出器基板２０Ａや信号処理基板２０Ｂだけを取り替えれば済む。よって、一部に不具合があるために、ユニット基板２０全体を新しいものに取り替えるといったような無駄を無くすことができ、保守費用を低減することができる。
また、検出器基板２０Ａおよび信号処理基板２０ｂは、その一端部をコネクタＣ１，Ｃ２に差し込むことにより中間基板２０Ｃの基板面に対して略垂直に連結保持されるように構成されている。これにより、中間基板２０Ｃに対する検出器基板２０Ａの連結精度が出し易くなり、検出器基板２０Ａに搭載される検出器２１の位置精度が出し易くなる。
【００２６】
信号処理基板２０Ｂの他端（上端）には、基板コネクタＣ３が設けられており、図３（ｂ）に示すように、この基板コネクタＣ３を介して接続された連絡線Ｒ１により、ユニット基板２０は、その後方側（図３（ｂ）における右方）に配置された後記する結合基板２２に対して電気的に接続されている。
【００２７】
検出器基板２０Ａには、図３（ａ）（ｂ）に示すように、複数の検出器２１が基板の片面に格子配置されている。本実施形態では、片面当り、撮像装置１１の周方向（空間Ｓの周方向、図４参照）に１６個、撮像装置１１の半径方向（空間Ｓの半径方向、図４参照）に４個、の計６４個の検出器２１が設けられる。そして、検出器２１は、前記のように検出器ユニット２が撮像装置１１の周方向に複数個並べられて配置されることにより、被検体Ｈの体軸Ｚの周りを囲むように配置される。また、検出器２１は、検出器基板２０Ａ上において配列ピッチを小さくして、検出器２１の相互間の隙間が狭い状態となるように密に取り付けられており、これによって、検出器基板２０Ａ上における検出器２１の高稠密化を図っている。したがって、検出器基板２０Ａにおけるγ線の検出効率は向上されたものとなり、検査時間は低減されたものとなる。
【００２８】
検出器２１は、図示しないカソードとアノードとに挟まれて積層された半導体部材を有する。この半導体部材は、ＣｄＴｅ（テルル化カドミウム）、ＴｌＢｒ（臭化タリウム）、ＧａＡｓ（ガリウム砒素）等のいずれかの単結晶で構成される。アノードおよびカソードは、Ｐｔ（白金）、Ａｕ（金）、Ｉｎ（インジウム）等のいずれかの材料が用いられる。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、半導体部材と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。それぞれの検出器２１の電極（例えば、アノード）に接続された配線（図示せず）は、検出器基板２０Ａの基板に設けられ、コネクタＣ１に接続される。
【００２９】
ここで、ＰＥＴ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５に示すように、検出器ユニット２が、撮像装置１１のケーシング１１Ａ（図２参照）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。
【００３０】
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（半導体材料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。このγ線検出信号は、検出器基板２０Ａの基板に設けられた配線を通して、コネクタＣ１，Ｃ２を介した後に信号処理基板２０Ｂに送られる。
【００３１】
次に、信号処理基板２０Ｂについて説明する。信号処理基板２０Ｂは、前記のように中間基板２０Ｃの基板面にコネクタＣ２を介して略垂直に取り付けられた状態で筐体３０内配置され、検出器基板２０Ａの各検出器２１において出力されたγ線検出信号を処理する、信号処理装置である集積回路（アナログＡＳＩＣ２４，ＡＤＣ２５，デジタルＡＳＩＣ２６）を基板に設置している。信号処理基板２０Ｂにおいて、アナログＡＳＩＣ２４，ＡＤＣ２５，デジタルＡＳＩＣ２６を接続する配線（図示せず）が、信号処理基板２０Ｂの基板に設けられる。その配線がコネクタＣ２に接続される。検出器２１から出力された微弱なγ線検出信号を、検出器基板２０Ａの基板に設けられた配線、コネクタＣ１，Ｃ２、及び信号処理基板２０Ｂの基板に設けられた配線を介して入力したこれらの集積回路は、その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、基板コネクタＣ３から連絡線Ｒ１を通じて結合基板２２の結合ＦＰＧＡ２８に送られる。
【００３２】
中間基板２０Ｃは、後記する筐体（収納部材）３０に着脱可能に取り付けられ、筐体３０の下部開口を封鎖する。つまり、本実施形態では、中間基板２０Ｃが筐体３０の底壁を構成している。これにより、筐体３０は、内部空間が中間基板２０Ｃによって外部空間と分離された状態となり、筐体３０内には、信号処理基板２０Ｂが配置される信号処理装置空間Ｂが形成される。
中間基板２０Ｃ内には、コネクタＣ１とコネクタＣ２とを電気的に接続するための複数の接続配線（図示せず）が設けられている。なお、中間基板２０Ｃの所定の辺には、図示しない係合突起が設けられており、この係合突起は、筐体３０の開口縁に設けられた図示しない溝部に係合可能となっている。このような係合突起と溝部との係合により、中間基板２０Ｃは、筐体３０に着脱可能に取り付けられる。
【００３３】
結合基板２２は、図３（ｂ）に示すように、各ユニット基板２０に電圧を供給するための昇圧装置である高圧電源２７と、各ユニット基板２０の基板コネクタＣ３を通じて出力された前記パケットデータを集約する結合ＦＰＧＡ２８と、これら集約されたパケットデータをデータ処理装置１２（図２参照）に送信するデータ転送装置２９とを備えている。本実施形態では、結合基板２２が信号処理基板２０Ｂと同様に並べられて、後記する筐体３０の後方側（図３（ｂ）における右方）に配置した。しかし、これに限らず、結合基板２２は、筐体３０の前方側等に配置することができる。
【００３４】
高圧電源２７は、撮像装置１１（図２参照）の外部に設置された図示しない低圧の電源に接続されており、ＤＣ−ＤＣコンバータにより低圧の電圧を３００Ｖに昇圧して各ユニット基板２０の各検出器２１に供給する。また、高圧電源２７は、結合基板２２に搭載されて筐体３０内に配置されるので、図２に示すように、検出器ユニット２を支持部材であるユニット支持部４０に取り付けることによって撮像装置１１に容易に設置できる。
本実施形態では、撮像装置１１において、各ユニット基板２０は、検出器基板２０Ａの基板面が被検者Ｈの体軸Ｚ方向と直交する方向に配置されたものを示したが、この構造には限定されない。例えば、検出器基板２０Ａの基板面が撮像装置１１の周方向を向くように構成してもよい。
【００３５】
次に、このようなユニット基板２０および結合基板２２の筐体３０への収納について説明する。
筐体３０は、横断面が矩形（好ましくは、長方形）の筒状体であり、撮像装置１１のケーシング１１Ａ内に設けられるリング状（環状）のユニット支持部４０（図４参照）に周方向に取り付けられる。筐体３０は、図３（ａ）（ｂ）に示すように、側部３１がユニット基板２０の信号処理基板２０Ｂを覆う大きさに形成されているとともに、前記のように下部に開口が形成されている。これにより、筐体３０内にユニット基板２０を設置すると、ユニット基板２０の信号処理基板２０Ｂが筐体３０内に配置されるが、検出器基板２０Ａの全て、すなわち検出器基板２０Ａの、検出器２１が設置された部分が筐体３０の下部から下方（外側）に突出する。すなわち、全検出器２１は、筐体３０で覆われることなく、筐体３０の外部に位置する。このため、後記するように、ユニット支持部４０に検出器ユニット２を取り付けた状態では、検出器２１が、ユニット支持部４０内の第１導風路４１に露出された状態で配置されることとなる。
【００３６】
本実施形態では、前記のように、筐体３０の外部に奥行き方向（ベッド１４の長手方向）に１６列並べられて重なり合わないように配置されているとともに、結合基板２２が、筐体３０の後部側に配置されている。筐体３０内において信号処理基板２０Ｂおよび結合基板２２は、筐体３０の長手方向（ベッド１４の長手方向）に延びて筐体３０に設けられた４本の基板固定棒３２に貫通されて支持されることにより筐体３０に取り付けられる。
【００３７】
筐体３０の天部は、側部３１の上部を内側に折り曲げることにより形成されており、この部分に、冷却材を排出する排出口が形成され、この排出口に排気用のユニットファン３３が取り付けられている。つまり、ユニットファン３３は、信号処理装置空間Ｂにおける中間基板２０Ｃが配置される側と反対側で中間基板２０Ｃから遠ざかる位置に対向して設けられている。このユニットファン３３は、図示しない薄形のモータにより回転駆動されるファンを内蔵しており、後記するように筐体３０内の空気を筐体３０の上方の排気ダクト４３（図２参照）に対して排出する役目をなしている。ユニットファン３３は、結合基板２２に供給された図示しない低圧の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、ユニットファン３３は、常時作動型であるが、筐体３０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。
【００３８】
筐体３０の下部の開口は、前記のように中間基板２０Ｃにより封鎖されており、中間基板２０Ｃを境にして、検出器基板２０Ａが配置される検出器空間Ａと信号処理基板２０Ｂが配置される信号処理装置空間Ｂとがお互いに分離されている。したがって、中間基板２０Ｃの存在により、筐体３０の下部の開口を通じての検出器空間Ａおよび信号処理装置空間Ｂの相互間での空気の流れが遮断されている。これにより、信号処理装置空間Ｂの集積回路（デジタルＡＳＩＣ２６等）の熱によって加熱された空気が検出器空間Ａに流れ込んで検出器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。
【００３９】
なお、信号処理装置空間Ｂに面している中間基板２０Ｃの上面に、電磁波を遮蔽することが可能な部材を設け、集積回路（デジタルＡＳＩＣ２６等）から発生する電磁波から検出器２１を防御するようにしてもよい。このような構成とすることにより、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。
【００４０】
筐体３０の側部３１には、筐体３０の外側から冷却材である空気を筐体３０内に導くための通気孔（冷却材の導入口）３４が多数設けられている。本実施形態では、通気孔３４が、中間基板２０Ｃの近傍に位置しており、具体的には、信号処理基板２０ＢのアナログＡＳＩＣ２４の側方に位置している。つまり、通気孔３４から導入された空気は、高発熱源であるアナログＡＳＩＣ２４に供給される。また、ユニットファン３３が駆動されることにより、筐体３０の外部の後記する第２導風路４２にある空気が、確実に筐体３０内に導かれる。そして筐体３０内に導かれた空気は、ユニットファン３３により筐体３０外へ排出される。つまり、筐体３０内に導かれた空気は、検出器２１が配置される側と反対側へ排出されることとなる。本実施形態では、通気孔３４が、筐体３０の長手方向に所定の間隔を置いて複数設けられている。これによって、筐体３０内に略均一に所定量の空気が導入されるようになっている。
【００４１】
このような筐体３０を有する検出器ユニット２は、図２に示すように、撮像装置１１のケーシング１１Ａ内に設置されたユニット支持部４０に取り付けられる。すなわち、検出器ユニット２は、図４に示すように、撮像装置１１のユニット支持部４０に形成された開口部４０ａに検出器２１側から挿入され、リング状のユニット支持部４０の開口縁４０ｂ（図４、図５参照）に筐体３０の側部３１の下端部が密着した状態で着脱可能に固定される。このとき、筐体３０は、その下端部が開口縁４０ｂの外面に設けられた嵌合部材４０ｃ内（図５参照）に挿入されることで位置決めがなされる。開口縁４０ｂは、図４に示すように、開口部４０ａの相互間に設けられる。また、空間Ｓを取り囲む円筒板４０ｄが、開口縁４０ｂの内側に位置してユニット支持部４０（図４参照）に取り付けられる。前記のように、全てのユニット基板２０に備わった全検出器２１は、筐体３０の外側に位置しているので、検出器ユニット２をユニット支持部４０の開口部４０ａに取り付けると、検出器ユニット２の各検出器２１は、ユニット支持部４０と円筒板４０ｄとの間に形成される環状の第１導風路４１内に位置することとなる。なお、検出器ユニット２の固定は、図示しないねじ等を用いることにより行われる。これにより、検出器ユニット２は、ユニット支持部４０に対して着脱可能に構成される。したがって、メンテナンス等が行い易いという利点が得られる。
検出器ユニット２をユニット支持部４０に取り付けた状態、すなわち、撮像装置１１において、各検出器基板２０Ａ及び各信号処理基板２０Ｂは、それぞれの基板面（検出器２１、集積回路（アナログＡＳＩＣ２４等）が設置された面）がベッド１４の長手方向を向いている。
【００４２】
また、図５に示すように、検出器ユニット２は、下部（ユニット支持部４０よりも内側に位置する部分）に側部３１（図３（ａ）参照）が形成されていないので、その分、隣り合う検出器ユニット２の検出器基板２０Ａ同士は、撮像装置１１の周方向に近接して配置することができる。これにより、周方向に隣り合う検出器基板２０Ａ間のデッドスペースが小さくなり、これらの検出器基板２０Ａのそれぞれの端部に位置して互いに隣り合う検出器２１相互間の間隔が狭くなる。これによって、γ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。
【００４３】
次に、冷却装置５０について説明する。冷却装置５０は、図４に示すように、送風装置５１と、ダクト５２と、前記ユニット支持部４０の背面側に装着され、ダクト５２を通じて導入される空気を分流する分流器５３と、この分流器５３で分流された空気が導入される、ユニット支持部４０の第１導風路（第１冷却材通路）４１と、ユニット支持部４０の外側を取り囲むように設けられ、第１導風路４１からの空気が導入される第２導風路（（図５参照以下同じ）第２冷却材通路）４２と、この第２導風路４２の外側を取り囲むように設けられた排気ダクト４３（図５参照以下同じ）と、この排気ダクト４３に設けられた排気ファン４４（図５参照以下同じ）と、を主として備えている。
【００４４】
送風装置５１およびダクト５２はケーシング１１Ａの外部に設置される。送風装置５１は、撮像装置１１の側方や後方等の、撮像装置１１の操作やメンテナンス等の邪魔にならない場所に配置されており、撮像装置１１が設置される部屋内の空気を内蔵ファン（不図示）によって吸い込み、ダクト５２および分流器５３を介してユニット支持部４０の内側の第１導風路４１に空気を供給する。送風装置５１の吸気口側には、図示しない空気清浄フィルタが取り付けられており、この空気清浄フィルタを通過した空気が冷却用の空気として利用される。空気清浄フィルタとしては、集塵性能の高いヘパ（ＨＥＰＡ（High Efficiency Particle Air filter）)フィルタや電気式の集塵フィルタ等を用いることができる。なお、送風装置５１には、空気を冷却するための図示しない冷却手段を設けてもよい。この場合、ダクト５２やその他の空気が通流する箇所に、結露を防ぐための断熱材等を付設する。
【００４５】
分流器５３は、図４に示すように、ダクト５２から送られてきた空気を吹き出すための棒状の吹出し部５３ａを複数備えて構成される。この吹出し部５３ａは、ユニット支持部４０の前後方向（奥行き方向）に延設されており、ユニット支持部４０の周方向に空気を吹き出すための図示しない吹出孔を複数有している。一方、ユニット支持部４０の背面側には、この吹出し部５３ａを挿入することが可能な図示しない挿入孔が設けられており、ユニット支持部４０に分流器５３を装着した状態では、図５に示すように、第１導風路４１内において隣合う検出器ユニット２同士の間に位置するようになっている。これにより、吹出し部５３ａから吹き出された空気は、各検出器基板２０Ａの間を通り、各検出器基板２０Ａに搭載された各検出器２１を冷却する。本実施形態では、吹出し部５３ａが検出器ユニット２同士の間に１つ置きに配置される。
【００４６】
環状の第１導風路４１は、前記したように、開口縁４０ｂと円筒板４０ｄとの間に形成される。また、第２導風路４２は、ユニット支持部４０の外側で筐体３０相互間に形成される。第１導風路４１および第２導風路４２はケーシング１１Ａ内に形成され、排気ダクト４３および排気ファン４４はケーシング１１Ａ内に設けられる。
【００４７】
第１導風路４１には、図５に示すように、ユニット基板２０の検出器基板２０Ａが周方向に所定の間隔を置いて配置される。ユニット支持部４０の背面部には、前記のように分流器５３が装着され（図４に破線で図示）、また、ユニット支持部４０の正面部４０ｅには、図４に示すように、第１導風路４１に通じる通孔４１ａが複数設けられている。通孔４１ａは、図４のＸ矢視方向から見たときに、前記分流器５３の吹出し部５３ａが配置されていない側の、検出器ユニット２同士の間に位置するように設けられている。これにより、分流器５３の吹出し部５３ａから吹き出された空気は、各検出器基板２０Ａの間を通った後、通孔４１ａから排出される。なお、通孔４１ａの近傍となる位置に、図５に示すように、小型排気ファン４１ｂを設けてもよい。
【００４８】
通孔４１ａは、第２導風路４２に連通しており、これによって、第１導風路４１からの空気が第２導風路４２に導入されるようになっている。
第２導風路４２は、図５に示すように、隣り合う筐体３０の各側部３１、それらの筐体３０に架け渡された天板４２ａおよびユニット支持部４０の開口縁４０ｂで仕切られた空間によって形成され、各検出器ユニット２間に位置している。なお、第２導風路４２の通孔４１ａに通じる部分には、通孔４１ａからの空気を第２導風路４２に導くための図示しない通路がケーシング１１Ａ内に形成されている。また、これとは反対側となる第２導風路４２の背部側の開口（筐体３０の後端部における側部３１，３１同士の間）は、図示しない板部材で閉じられている。なお、メンテナンス作業等により、検出器ユニット２のひとつをユニット支持部４０から取り外す際には、取り外そうとする検出器ユニット２に取り付けられている天板４２ａや図示しない板部材等を外すことにより簡単に行うことができる。したがって、第２導風路４２の全体を外すというような煩雑な作業を必要とせず、簡易にメンテナンス作業等を行うことができる。
【００４９】
第２導風路４２は、筐体３０の側部３１に設けられた複数の通気孔３４を通して、筐体３０の内部と連通している。これにより、筐体３０のユニットファン３３の駆動と相俟って、筐体３０内には、第２導風路４２からの空気が導入されるようになっている。排気ダクト４３は、ユニットファン３３を介して筐体３０の内部と連通しており、ユニットファン３３の駆動によって、排気ダクト４３には、筐体３０の内部からの空気が排出されるようになっている。排気ダクト４３には、撮像装置１１の設置される部屋内に開口された排気口４３ａが計３個設けられており（図２参照）、各排気口４３ａに設けられた排気ファン４４を通じて、排気ダクト４３内の空気が部屋内に排出されるようになっている。
なお、本実施形態では、撮像装置１１が設置される部屋内の空気を吸い込んで、冷却用の空気として利用し、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。
【００５０】
次に、このような冷却装置５０による冷却について説明する。撮像装置１１の図示しない電源スイッチを操作して撮像装置１１に電力を供給すると、撮像装置１１の作動に連動して送風装置５１が作動する。そうすると、部屋内の空気が送風装置５１からダクト５２および分流器５３を介してユニット支持部４０の第１導風路４１に冷却用の空気として送られ（検出器空間Ａに冷却材（冷却用の空気）を供給するステップ）、送られた空気は、第１導風路４１内に配置された検出器基板２０Ａ間を通過する。第１導風路４１内には、検出器ユニット２に保持されたユニット基板２０の検出器２１が露出した状態に配置されているので、各検出器２１は、第１導風路４１内に送られてきた空気により冷却される。ここで、検出器２１は、もともと発熱を生じる性質のものではないが、例えば、連結部分であるコネクタＣ１，Ｃ２を介して信号処理基板２０Ｂ側からの熱が仮に伝わってくるという事態が生じたとしても、その熱によって検出器２１が加熱されるのを著しく抑制することができる。したがって、検出器２１の時間分解能及びエネルギー分解能を向上させることができる。
【００５１】
その後、第１導風路４１を通過した空気は、通孔４１ａから第２導風路４２に導入され、筐体３０の側部３１に設けられた通気孔３４を通じて筐体３０内の信号処理装置空間Ｂに導入される（検出器空間Ａに供給された冷却材（冷却用の空気）を検出器空間Ａから信号処理装置空間Ｂへ供給するステップ）。これにより、筐体３０内が空気により冷却されて、集積回路（デジタルＡＳＩＣ２６等）が冷却され、信号処理装置空間Ｂの温度上昇を抑制して信号処理系の熱暴走を防止することができる。したがって、装置の信頼性が向上する。
【００５２】
このように、冷却用の空気は、検出器２１が配置される検出器空間Ａから信号処理装置空間Ｂに供給され、検出器２１を冷却した空気で集積回路（デジタルＡＳＩＣ２６等）が冷却されるようになっているので、一連の流れのなかで検出器２１および集積回路（デジタルＡＳＩＣ２６等）は、効率よく冷却されることとなる。なお、送風装置５１により供給される空気の供給量は、検出器２１の数（ユニット基板２０の数量）および集積回路（デジタルＡＳＩＣ２６等）の温度上昇状況等を考慮して、集積回路（デジタルＡＳＩＣ２６等）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。
【００５３】
筐体３０内に供給された空気は、ユニットファン３３により強制的に排気ダクト４３に排気される。排気ダクト４３に排気された冷却後の空気は、排気口４３ａに設けられた排気ファン４４によって、排気口４３ａから部屋内に排出される。以上のようにして、冷却装置５０による空気を用いた冷却が行われる。
【００５４】
なお、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、図４に示した筐体３０やユニット支持部４０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、両者が嵌合する部分も含め、光が侵入する隙間をなくすように構成されている。
【００５５】
図５に示すように、空間Ｓの方向から侵入する光に対しては、円筒板４０ｄをその外周面が検出器基板２０Ａの自由端（下端）の近傍に位置するように配置することで、光が検出器２１に到達するのを確実に防御することができる。また、円筒板４０ｄをアルミニウム合金（またはアルミニウム）から構成することで遮光性を向上させることができる。さらに、空間Ｓの方向から侵入する光を防御する他の方法としては、図示しない遮光カバー等で筐体３０を覆うように構成してもよいし、また、遮光カバー等の代わりに遮光膜が形成されるように検出器２１に遮光材を塗布してもよい。
【００５６】
また、排気ダクト４３は、周方向に分割して区切り、各区切られた排気ダクト４３の各空間に排気ファン４４を設けるようにしてもよい、このように排気ファン４４を独立して設けることにより、より効率のよい排気を行うことができ、空気のスムーズな通流を実現することができる。また、排気ダクト４３は、２分割や４分割以上に区切る構成としてもよい。
【００５７】
以下では、本実施形態における効果を説明する。
（１）この核医学診断装置によれば、ユニット基板２０が、検出器２１を設置した検出器基板２０Ａと、信号処理装置を設置した信号処理基板２０Ｂと、検出器基板２０Ａと信号処理基板２０Ｂとの間に介在された状態で両基板が両面にそれぞれコネクタＣ１，Ｃ２を介して連結される中間基板２０Ｃとを含むユニット基板２０を有し、撮像装置１１内に形成される、検出器２１が設置される検出器空間Ａおよび信号処理基板２０Ｂが設置される信号処理装置空間Ｂを中間基板２０Ｃでお互いに分離した構成となっているので、集積回路（デジタルＡＳＩＣ２６等）により生じた熱が、中間基板２０Ｃで遮断され、検出器２１側に伝わることを著しく抑制できる。これにより、検出器空間Ａにある検出器２１の温度上昇を著しく抑制することができ、検出器２１を低温に維持することができる。これにより、時間分解能およびエネルギー分解能を向上させることができる。また、時間分解能を向上させることができるので、γ線の同時計測時間窓を小さくすることが可能となり、γ線を偶発的に捕らえてしまう確率が低減される。さらに、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、高精度の診断を行うことができる核医学診断装置が得られる。
しかも、検出器基板２０Ａと信号処理基板２０ＢとがコネクタＣ１，Ｃ２を介して連結されているので、信号処理基板２０Ｂ側からの熱が検出器基板２０Ａ側に直接的に伝わり難くなり、検出器基板２０Ａに設置した検出器２１の温度上昇を著しく抑制することができる。これにより、時間分解能やエネルギー分解能がより一層向上された核医学診断装置が得られる。
また、検出器２１の温度上昇を抑制できるので、検出器２１の経時変化が抑えられ、故障率を低下させることができる。したがって、検出器２１の特性が安定したものとなり、撮像装置１１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。
さらに、検出器２１が低温に維持されることとなるので、結合基板２２の高圧電源２７から供給される電圧が安定するという利点も得られる。
しかも、検出器基板２０Ａと信号処理基板２０ＢとがコネクタＣ１，Ｃ２を介して中間基板２０Ｃにより電気的に接続される構成であり、２枚の検出器基板２０Ａからの信号が、中間基板２０Ｃを介して１枚の信号処理基板２０Ｂで処理されるように構成されているので、検出器基板２０Ａの枚数に対して信号処理基板２０Ｂの枚数を半減することができ、設計の自由度が高まる。
また、検出器２１の存在する部分が筐体３０の外側に位置するように構成されているので、中間基板２０Ｃによる検出器２１の温度上昇の抑制をより効果的に行うことができる。
さらに、ユニット基板２０が、中間基板２０Ｃに対して検出器基板２０Ａと信号処理基板２０Ｂとが取り付けられる構造としたので、検出器基板２０Ａは、検出器２１が搭載される大きさに形成されていればよく、検出器基板２０Ａの小型化が可能となる。したがって、中間基板２０Ｃの基板面に対して検出器基板２０Ｃを垂直に保持することが比較的簡単であり、これによって、検出器２１の位置精度を高めることができる。
中間基板２０Ｃを介して、検出器空間Ａと信号処理装置空間Ｂとが分離されるので、それぞれの空間Ａ，Ｂにおいて、基板の自由なレイアウトが可能となる。これにより、検出器空間Ａ側において、検出器基板２０Ａ同士を近接配置することが可能となり、検出器２１同士を近づけて配置することができる。したがって、γ線の検出感度が向上し、高精度の診断を行うことができる核医学診断装置が得られる。
（２）検出器基板２０Ａ及び信号処理基板２０Ｂが、筐体に取り付けられた中間基板２０Ｃに連結されて検出器基板２０Ａを中間基板２０Ｃに固定できるため、検出器基板２０Ａを正確に保持でき、検出器基板２０Ａの位置ずれを防止できる。このため、検出器２１の位置を正確に把握でき、ＰＥＴ画像の精度が向上する。
また、中間基板２０Ｃを用いずに、検出器基板２０Ａと信号処理基板２０Ｂとを、直接、コネクタで連結した場合には、連結された基板の長さが長くなるためちょっとした角度のずれが、検出器２１の大きな位置ずれを生じることになる。本実施形態では、前記したように、中間基板２０Ｃに検出器基板２０Ａが取り付けられるため、検出器基板２０Ａの支持点（コネクタＣ１）から検出器基板２０Ａの先端までの距離が短くなる。これは、検出器基板２０Ａに設けられた各検出器２１の配置位置の精度を著しく高めることができる。このため、きれいなＰＥＴ画像を得ることができる。
検出器基板２０Ａと信号処理基板２０Ｂをコネクタで直接連結する場合は、その連結部において、検出器基板２０Ａの端部と信号処理基板２０Ｂの端部が重なるように連結させる。このため、連結部での厚みが増大することになり、ベッド長手方向において隣り合う検出器２１の間隔が広くなる。これでは、ベッド長手方向における空間分解能が低下することになる。本実施形態では、検出器基板２０Ａが中間基板２０Ｃに取り付けられるため、ベッド長手方向において隣接する検出器２１相互間の間隔を狭くすることができ、ベッド長手方向における空間分解能を向上できる。
【００５８】
（３）この核医学診断装置によれば、冷却装置５０により供給される空気により、検出器空間Ａ、信号処理装置空間Ｂを好適に冷却することができる。しかも、空気は、冷却装置５０により検出器空間Ａから信号処理装置空間Ｂに供給されるようになっているので、発熱要素が無く温度の低い側である検出器２１側が冷却された後に、発熱要素が有り温度の高い側である集積回路（デジタルＡＳＩＣ２６等）側が冷却される。このため、前記した中間基板２０Ｃによる検出器２１の温度上昇を抑制することができる効果と相俟って、検出器２１の温度上昇をより一層抑制することができる。
（４）この核医学診断装置によれば、ユニット基板２０を筐体３０内に収納して検出器ユニット２を構成し、被検者Ｈを支持したベッド１４が挿入されるリング状のユニット支持部４０の周方向に検出器ユニット２が複数配置された構成となっているので、検出器２１の高密度実装化を図ることができ、空間分解能が向上すると共に実質的な感度向上による検査時間の短縮された核医学診断装置が得られる。特に、検出器基板２０Ａの、検出器２１が存在する部分を、筐体３０の外側に配置しているため、隣り合う検出器ユニット２の検出器基板２０Ａ相互の間隔を狭くでき、撮像装置１１の周方向において検出器２１をより稠密に配置することができる。したがって、撮像装置１１におけるγ線の検出感度が向上し、検査時間を短縮できる。
検出器基板２０Ａの、検出器２１が存在する部分を、筐体３０の外側に配置しているため、図７の構成に比べて検出器２１の冷却効率が向上する。
また、検出器ユニット２が、ユニット支持部４０に保持されて固定されるので、検出器ユニット２の取り付け取り外しが行い易く、保守性が高い。
（５）この核医学診断装置によれば、検出器２１の配置される検出器空間Ａと信号処理装置空間Ｂとが中間基板２０Ｃによりお互いに分離されているとともに、検出器ユニット２の下部に検出器２１が露出した状態に配置されているので、検出器２１の時間分解能やエネルギー分解能がより向上された核医学診断装置が得られる。
（６）この核医学診断装置によれば、ユニット支持部４０に検出器２１を冷却するための第１導風路４１が形成されているので、ユニット支持部４０を空気の供給路として有効に利用することができ、冷却を行うための機構をシンプルに構成することができる。
（７）この核医学診断装置によれば、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、高精度の診断を行なうことができる核医学診断装置が得られる。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。
（８）この核医学診断装置によれば、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、位置分解能が向上する。従来のようなシンチレータにおいては、数十個のシンチレータの信号を１つのホトマルで増幅し、重心計算等を用いて検出したシンチレータ位置を算出しているために、位置分解能が劣化し易い。また、ホトマルを使用しているのでシンチレータ微細化には限界がある。
一方、本実施形態の核医学診断装置では、検出器２１毎に増幅回路が形成されているので、位置分解能が劣化しない。さらに、ＡＳＩＣ（２４，２６）等を使用して信号処理装置を用いているので、検出器２１の微細化が容易であり、位置分解能の更なる向上が可能となっている。
（９）この核医学診断装置では、検出器２１として半導体放射線検出器を使用し、その信号処理にＡＳＩＣ（２４，２６）を使用しているために、シンチレータで使用しているホトマルに比べて検出器２１周りの小型化が実現される。したがって、第１導風路４１が大型化するのを防止することができ、冷却装置５０を備えた構成であるにもかかわらず、撮像装置１１の小型化を図ることができる。また、検出器２１と集積回路（デジタルＡＳＩＣ２６等）とをユニット基板２０上に順序良く配置しているので、検出器ユニット２の小型化が可能となり、これによって、第２導風路４２の小型化も可能となり、冷却装置５０を備えた構成であるにもかかわらず、撮像装置１１の小型化を図ることができる。
（１０）ユニット支持部４０は、検出器ユニット２を支持する部材であり、第１導風路４１と第２導風路４２を分離する部材でもある。このため、検出器ユニット２を支持する部材と、第１導風路４１および第２導風路４２を分離する部材とを別々に設ける必要がなく、撮像装置１１の構造を単純化できる。中間基板２０Ｃも、検出器空間Ａと信号処理装置空間Ｂとを分離する役割をなすだけではなく、第１導風路４１と第２導風路４２とを分離する役割をなす。この中間基板２０Ｃの設置も、撮像装置１１の構造をさらに単純化する。
【００５９】
〔実施形態２〕
他の実施形態である核医学診断装置としてのＰＥＴ装置１０を説明する。本実施形態の核医学診断装置は、図６（ａ）（ｂ），図７に示すように、検出器ユニット２の収納部材である筐体６０がユニット基板２０の全体を覆う大きさに形成されている点が実施形態１と異なる。具体的には、同図に示すように、筐体６０は、底部６０ａを有する箱型形状とされており、実施形態１で説明した筐体３０（図３（ａ）（ｂ）参照）のように下部に開口が設けられていない。つまり、筐体６０内には、中間基板２０Ｃで仕切られる検出器空間Ａと信号処理装置空間Ｂとが形成されるようになっている。また、筐体６０の検出器空間Ａを形成する底部６０ａおよび側部６０ｂには、第１導風路４１に連通する通気孔６１が形成されている。
【００６０】
本実施形態では、第１導風路４１に筐体６０の下部が配置されており、これによって、第１導風路４１に供給される空気が通気孔６１を通じて検出器空間Ａ内に自然流入し、これによって、検出器２１が冷却されるようになっている。また、筐体６０も第１導風路４１に供給される空気により同時に冷却されることとなり、検出器２１の温度上昇の抑制が効果的に行われるようになっている。第１導風路４１は、実施形態１と同様に通孔４１ａ（図４参照）を介して第２導風路４２に連通しており、第１導風路４１を通過した空気が通孔４１ａを通じて第２導風路４２に供給されるようになっている。
【００６１】
また、第２導風路４２には、筐体６０の信号処理装置空間Ｂを仕切る側部６０ｃが位置しており、側部６０ｃに形成された通気孔３４を通じて、第２導風路４２が筐体６０内の信号処理装置空間Ｂに連通した構成となっている。これにより、第２導風路４２に供給された空気が通気孔３４を通じて信号処理装置空間Ｂに供給される。なお、信号処理装置空間Ｂに供給された空気は、筐体６０の上部に設けられたユニットファン３３により、排気ダクト４３内に排出される。
【００６２】
このようなＰＥＴ装置１０によれば、冷却装置５０により、検出器２１の温度上昇の抑制が効果的に行われ検出器２１が低温状態に維持されることとなるので、検出器２１の時間分解能やエネルギー分解能が向上される。
【００６３】
また、第１導風路４１と第２導風路４２とを仕切る開口縁４０ｂに通孔を設けて、第１導風路４１と第２導風路４２とが連通するように構成してもよい。さらに、開口縁４０ｂを削除して第１導風路４１と第２導風路４２とが一体の導風路となるように構成してもよい。
【００６４】
本実施形態は、前記効果（１）から（１０）に加えて以下に記す効果を有する。
（１１）本実施形態の核医学診断装置によれば、ユニット基板２０の全体が筐体６０内に収納される構成となっているので、遮光性に優れ、冷却装置５０による冷却効果と相俟って、検出器２１の時間分解能やエネルギー分解能がより一層向上されるという効果が得られる。
【００６５】
なお、以上の各実施形態では、検出器ユニット２の撮像装置１１への装着（収納）は、前記したユニット支持部４０によるものに限定されるものではなく、どのような装着・収納の手段・方法を用いてもよい。
【００６６】
また、前記実施形態では、検出器空間Ａから信号処理装置空間Ｂに空気が供給される構成としたが、これに限られることはなく、例えば、図８に示すように、集積回路（デジタルＡＳＩＣ２６等）が設置される信号処理装置空間Ｂにのみ、冷却装置５０により冷却空気が供給されるように構成してもよい。図８は本発明の核医学診断装置の変形例にかかる検出器ユニットがユニット支持部に取り付けられた状態を示す断面図である。
この変形例では、分流器５３の吹出し部５３ａが第２の導風路４２に配置されており、吹出し部５３ａから吹き出された冷却用の空気が、通気孔３４から信号処理装置空間Ｂに供給された後にユニットファン３３によって排気ダクト４３に排出されるようになっている。つまり、この例では、信号処理装置空間Ｂにのみ空気が供給され、第１導風路４１には空気が供給されることのない構成となっている。
このような構成とすることにより、発熱要素を有する信号処理装置空間Ｂが検出器空間Ａを介さずに空気により直接的に冷却されることとなるので、この場合においても、中間基板２０Ｃによる空気の通流の遮断効果と相俟って、検出器２１が設置される検出器空間Ａ側に熱が伝わり難くなり、検出器２１の温度上昇を効果的に抑制することができる。これにより、検出器２１を低温状態に維持することが可能となって、検出器２１の時間分解能およびエネルギー分解能を向上させることができ、高精度の診断を行なうことができる核医学診断装置が得られる。また、信号処理装置空間Ｂに配置される集積回路等の故障を少なくすることができ、撮像装置１１の信頼性が向上するとともに、保守費用等を低減することができる。
【００６７】
さらに、図示はしないが検出器空間Ａ、信号処理装置空間Ｂに対して、空気がそれぞれ独立して供給されるように構成してもよい。このように構成することで、検出器空間Ａ、信号処理装置空間Ｂを独立して冷却することができ、これら両空間Ａ，Ｂ毎の温度管理を厳格に行うことができる。これにより、例えば、検出器２１を室温と同等の状態に維持するとともに、信号処理装置空間Ｂを温度を８０℃以下に保持するということも可能となる。したがって、検出器２１を低温の状態に確実に維持することができる。
この場合、冷却装置は、両空間Ａ，Ｂ毎に独立して２つ（第１，第２の冷却装置）設けるようにしてもよい。このように構成することにより、温度の制御性をより高めることができ、両空間Ａ，Ｂの温度管理をより厳密に行うことができる。また、検出器２１を冷却するために、信号処理装置空間Ｂが必要以上に冷却されてしまうことを防止することができ、冷却効率を向上させることができる。さらに、２つの独立した冷却装置を備えている構成でありながら、ランニングコストを抑えることができるという利点も得られる。
【００６８】
また、冷却材としては、空気に限られることはなく、水等の流体を利用することができる。この場合、冷却を行うための冷却水が供給される水ジャケット等の構成部材を信号処理装置空間Ｂ内や集積回路（デジタルＡＳＩＣ２６等）に配設することにより、冷却を行うことができる。
【００６９】
さらに、図９（ａ）（ｂ）に示すように、ユニット基板２０’を構成している信号処理基板２０Ｂ’が検出器基板２０Ａに対して９０度異なる向きに連結される構成としてもよい。この構成では、信号処理基板２０Ｂ’上に搭載される、アナログＡＳＩＣ２４、ＡＤＣ２５およびデジタルＡＳＩＣ２６が前記信号処理基板２０Ｂに搭載される数の倍の数だけ搭載されており、これによって、この信号処理基板２０Ｂ’１枚に対して４枚の検出器基板２０Ａが電気的に接続可能となっている。したがって、ユニット基板２０’における信号処理基板２０Ｂ’の数は、半分で済み、その分、実装が簡素化されるようになっている。
【００７０】
また、この例では、信号処理基板２０Ｂ’の向きに併せて、信号処理基板２０Ｂ’同士の間を空気が流れるように、通気孔３４の形成位置を検出器ユニット２の長手方向に対向している側部３１，３１に形成してある。これにより、信号処理装置空間Ｂにおいて、信号処理基板２０Ｂ’の基板面に沿って空気を流すことができる。したがって、信号処理装置空間Ｂの効率的な冷却を実現することができ、検出器２１の時間分解能やエネルギー分解能がより一層向上されるという効果が得られる。
【図面の簡単な説明】
【００７１】
【図１】実施形態１にかかる核医学診断装置の構成を示す斜視図である。
【図２】図１の撮像装置の周方向の断面を模式的に示した図である。
【図３】（ａ）は本実施形態にかかる核医学診断装置に用いられる検出器ユニットを正面側から見たときの断面図、（ｂ）は同じく側断面図である。
【図４】検出器ユニットが撮像装置のユニット支持部に装着される態様を示す斜視図である。
【図５】検出器ユニットがユニット支持部に取り付けられた状態を示す断面図である。
【図６】（ａ）は実施形態２にかかる核医学診断装置に用いられる検出器ユニットを正面側から見たときの断面図、（ｂ）は同じく側断面図である。
【図７】検出器ユニットがユニット支持部に取り付けられた状態を示す断面図である。
【図８】検出器ユニットがユニット支持部に取り付けられた状態の変形例を示す断面図である。
【図９】変形例を示す図であり、（ａ）は検出器ユニットを正面側から見たときの断面図、（ｂ）は同じく側断面図である。
【符号の説明】
【００７２】
１      ＰＥＴ装置
２      検出器ユニット
１１    撮像装置
１２    データ処理装置
１２Ａ  同時計測装置
１２Ｂ  画像情報作成装置
１３    表示装置
１４    ベッド
２０    ユニット基板
２０Ａ  検出器基板
２０Ｂ  信号処理基板
２１    検出器（半導体放射線検出器）
２２    結合基板
２４    アナログＡＳＩＣ
２５    ＡＤＣ
２６    デジタルＡＳＩＣ
２７    高圧電源
２８    結合ＦＰＧＡ
２９    データ転送装置
３０    筐体
３３    ユニットファン
３４    通気孔
４０    ユニット支持部
４１    第１導風路
４２    第２導風路
４３    排気ダクト
４３ａ  排気口
４４    排気ファン
５０    冷却装置
５１    送風装置
Ａ      検出器空間
Ｂ      信号処理装置空間
Ｃ１，Ｃ２    コネクタ
Ｈ      被検者（被検体）
Ｓ      空間
Ｚ      体軸
【図１】
2006284394.tif 000003
【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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