(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
高エネルギー光子を検出するモジュールであって、
高エネルギー光子を検出する複数のデバイス（１０）を有し、
該デバイスの各々は、
高エネルギー光子を検出する１つ以上のピクセル型固体検出器（１１）と、
前記固体検出器を分極させるための電圧を提供する手段と、
前記ピクセル型固体検出器（１１）に連結されている少なくとも１つの読取素子（３０）と、
データ入出力のために前記読取素子（３０）に接続されている入出力素子（１２）と、
前記ピクセル型固体検出器（１１）、前記読取素子（３０）、および前記入出力素子（１２）を実装するための基層（１３）とを備えており、各ピクセル型固体検出器は読取素子に実装されており、
前記デバイスが互いを支持するように、且つ前記デバイス（１０）の前記ピクセル型固体検出器（１１）を組み合わせたものによって高エネルギー光子の衝突点の３次元座標を提供することができるように、前記デバイスが互いの上部に配置されている、モジュール。
【請求項２】
前記複数のデバイス（１０）の前記入出力素子（１２）が１つのプリント回路基板（６１）に接続されている、請求項１に記載のモジュール（６０）。
【請求項３】
前記デバイス（１０）の前記固体検出器（１１）の少なくとも一部が互いにジグザグ状に配列されている、請求項２に記載のモジュール（６０）。
【請求項４】
前記デバイスの前記基層（１３）が等脚台形の形状を有している、請求項３に記載のモジュール（６０）。
【請求項５】
少なくとも１つのピクセル型固体検出器（１１）が等脚台形の形状を有している、請求項１に記載のモジュール（６０）。
【請求項６】
前記デバイスの前記基層（１３）が長方形の形状を有している、請求項１に記載のモジュール（６０）。
【請求項７】
高エネルギー光子を検出するシステム（８０）であって、
請求項２ないし６のいずれかに記載のモジュール（６０）を複数有し、該モジュールの複数のプリント回路基板（６１）が適当なコネクタ（６２、７１）を通じて１つのインタフェースバス（７０）に接続されているシステム（８０）。
【請求項８】
前記基層（１３）が等脚台形の形状を有している、または、少なくとも１つのピクセル型固体検出器（１１）が等脚台形の形状を有しているモジュール（６０）のみを有している、請求項７に記載のシステム（８０）。
【請求項９】
前記基層（１３）が長方形の形状を有しているモジュール（６０）のみを有している、請求項７に記載のシステム（８０）。
【請求項１０】
請求項８に記載のシステム（８０）を複数有している、ＰＥＴスキャナ用の環状検出器（１００）。
【請求項１１】
請求項９に記載のシステム（８０）を複数有する検出器（１２０）を備える、ガンマカメラ。
【請求項１２】
請求項９に記載のシステム（８０）を複数有する検出器（１２０）を備える、コンプトンカメラ（１３０）。
【請求項１３】
デバイス（１０）を含み、これらにおいて、前記ピクセル型固体検出器（１１）、前記読取素子（３０）、および前記入出力信号素子（１２）が前記基層（１３）の上面に収容されており、前記基層（１３）の底部側には、隣接するデバイス（１０）に実装されているピクセル型固体検出器（１１）を分極させるための電圧を提供する手段を備えている、請求項１ないし６のいずれか一項に記載のモジュール（６０）。
【請求項１４】
前記デバイス（１０）が、前記固体検出器（１１）のピクセルパッドと読取素子（３０）上の対応するピクセルチャネルとの間のオフセットを調整するために、前記固体検出器（１１）と前記読取素子（３０）との間に設けられた中間層をさらに備えている、請求項１ないし６、および１３のいずれか一項に記載のモジュール（６０）。
【請求項１５】
ピクセルサイズが変化している少なくとも１つのピクセル型固体検出器（１１）を含んでいる、少なくとも１つのデバイス（１０）を含んでいることを特徴とする、請求項１ないし６、１３および１４のいずれか一項に記載のモジュール。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、高エネルギー光子を検出するデバイスに関するものである。より具体的には、本発明は、患者の体内で放射性物質により生成されるガンマ線光子を検出するピクセル構成の常温固体検出器を備えたデバイスに関するものである。
【０００２】
本発明は、医用画像診断装置において特に利用が見いだされるものである。
【背景技術】
【０００３】
陽電子放射断層撮影法（ＰＥＴ： Ｐｏｓｉｔｒｏｎ Ｅｍｉｓｓｉｏｎ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）は、組織および器官（例えば、中枢神経系）の代謝作用および機能状態を示す画像を取得する診断法である。
【０００４】
核医学における他の診断法と同様に、ＰＥＴは、予め患者に投与された放射性同位元素の体内における分布を検出し分析することに基づいている。放射性同位元素は、経口摂取されるか、ガスとして吸入されるか、あるいは注射により投与することができる。
【０００５】
陽電子を放射する医療用の放射性同位元素がいくつか知られている。最もよく用いられるのはフッ素‐１８であり、これはグルコース・トレーサと結合することができるもので、これにより、１８‐Ｆフルオロデオキシグルコース（１８Ｆ‐ＦＤＧ）を得ることができる。このようにして、放射性信号を発することにより検出可能であるグルコースが取得される。
【０００６】
放射性同位元素を投与すると、その後、放射性同位元素は検査対象である身体部位全域に広がり、例えば癌細胞により取り込まれる傾向を持つ。放射性同位元素が崩壊すると、これは陽電子を放出し、陽電子は数ミリメータ飛行した後に電子と対消滅する。これによって、反対方向に飛行する対のガンマ線光子が生成され、これらの光子はそれぞれ５１１ｋｅＶのエネルギーを有している。この対のガンマ線光子は、いわゆるＰＥＴスキャナを用いて検出することができる。両方のガンマ線光子の検出位置を用いて、（ガンマ光子の２つの検出位置を結ぶ線である）同時計測線（ＬＯＲ： Ｌｉｎｅ ｏｆ Ｒｅｓｐｏｎｓｅ）を再構成することができる。この方法を、図１４に概略的に示している。
【０００７】
図１４は、ベッド３が設けられた従来のＰＥＴスキャナ１を示している。このベッドの上に、人間あるいは動物の体２を概略的に示している。ＰＥＴスキャナの周囲を取り巻くように、複数の検出器４が設けられている。反対方向に飛行するガンマ線光子は、それぞれ検出器４ａと検出器４ｂにより検出される。この検出を利用して、ＬＯＲを再構成することができる。
【０００８】
このような事象をいくつか集めて、複数のＬＯＲが交差する点が決定される。これらの点は、放射性同位元素の集中を示しており、ひいては癌細胞が存在する可能性を示すものである。ＰＥＴスキャナはコンピュータに接続されており、これは、身体に吸収された放射性同位元素の量を計測し、ＬＯＲを決定するためのものである。このようにして、内臓および身体のその他の部分の構造と機能の両方についての詳細を提供する画像を取得することができる。
【０００９】
標準的なＰＥＴプロトコルでは、患者は、３００から５００ＭＢｑの１８Ｆ‐ＦＤＧ（フルオロデオキシグルコース）を注射される。吸収のために１から１時間半おいた後、スキャンのため、患者はスキャナ内に置かれる。従来のＰＥＴスキャナでの標準的なＰＥＴスキャンは、３０分ほどのスキャン時間を要する。
【００１０】
ＰＥＴは、腫瘍診断において重要な役割を果たしている。その正確さは、（非特許文献１から引用した）つぎの表でわかるように、従来の画像診断システムのそれを上回るものである。
0005738188.tif 000002
【００１１】
ＰＥＴスキャナは複数の検出器を備えている。現在、ＰＥＴ用に最良、最新の検出器は、標準的な大きさが４ｍｍ×４ｍｍ×１０ｍｍであるＬＳＯ（オキシオルト珪酸ルテチウム）結晶によるものである。この結晶は、ガンマ光子が衝突すると閃光を発する。これら閃光は、結晶に結合された光電子増倍管（ＰＭＴ）を用いて検出することができる。これについても、図１４に概略的に示している。検出器４ｃは、セグメント化された結晶５と複数のＰＭＴ６とを有している。複数のＰＭＴ６を１つの位置検出型光電子増倍管（ＰＳＰＭＴ）で置き換えることもできることは、当業者には明らかであろう。
【００１２】
５１１ｋｅＶガンマに対するＬＳＯ結晶の光収率は、４０００ｐｈｅほどである。ＬＳＯ結晶が５１１ｋｅＶで実現する半値全幅（ＦＷＨＭ： ｆｕｌｌ Ｗｉｄｔｈ ａｔ ｈａｌｆ ｍａｘｉｍｕｍ）は１０％前後である。このようなエネルギー分解能の限界によって、再構成画像における一種のノイズである散乱事象を取り除く能力が低減する。ＬＳＯ結晶の（ＰＥＴスキャナにおいて用いられる場合の、径方向の）標準的な長さは１０ｍｍほどであり、このことは、検出器に固有の径方向の衝突点の不確かさが３ｍｍ前後であることを意味しており、これは同時計測線の投影における誤差につながるものである。このことは、図１４を参照すると容易に理解することができる。事象を記録するＰＭＴは、基本的に２次元座標を提供するものである。ガンマ光子が結晶に衝突した径方向の位置は失われる。この情報の損失によって視差効果が生じ、これがＬＯＲの投影における誤差につながる。このような誤差は、当然ながら再構成画像の質を低下させる。
【００１３】
もう１つの難点は検出器の結晶の形状であり、これは直方体であって、このようなコンポーネントから（例えばＰＥＴスキャナのために）円筒形を形成すると、結晶の接触点にクラックが生じることが避けられない。
【００１４】
医用画像診断装置の別の例としてガンマカメラがある。ガンマカメラも、やはり核医学において広く用いられている。これは、複数のシンチレーション結晶と、その前面のコリメータとにより形成される単一の検出面から構成されている。小さな角度範囲の光子のみがコリメータの孔を通って検出器に達し、それ以外はコリメータに吸収される。こうして、線源分布の２次元投影が検出面により記録される。
【００１５】
単一光子放射型コンピュータ断層撮影法（ＳＰＥＣＴ： Ｓｉｎｇｌｅ Ｐｈｏｔｏｎ Ｅｍｉｓｓｉｏｎ Ｃｏｍｐｕｔｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）は、ガンマカメラを用いる核医学断層撮影法である。ＳＰＥＣＴによる撮像は、ガンマカメラを用いてさまざまなアングルで複数の２次元画像を取得することにより行われる。そして、コンピュータを用いて、複数の投影に対して断層像再構成アルゴリズムを適用し、３次元画像を生成する。
【００１６】
コンプトンカメラは、医用画像診断装置の別の例である。コンプトンカメラは、ガンマ線を放出する放射性同位元素の分布を再構成するために用いられる。その応用範囲は非常に広く、核医学診断以外にも、原子力発電所の廃炉を監視するために用いることもでき、また、（例えば、放射性物質が存在しないか輸送コンテナをスキャンするためなど）国土保安に応用することもできる。
【００１７】
コンプトンカメラは２つの検出面を有している。線源から放出された光子は第１の面で散乱し（コンプトン散乱）、第２の面で吸収される（光電効果）。両方の面において、相互作用の位置および付与されたエネルギーが測定される。通常、第１の面は半導体材料により作られ、第２の面はシンチレーション結晶により作られる。両検出器が同時作動することで、双方の検出器と相互作用すると共に付与した総エネルギーが所定のウィンドウの範囲内にある光子のみが、記録される。光子の検出位置およびエネルギーを用いて、いわゆるコンプトンの式により、光子の発生点が計算される。
【００１８】
要約すると、核医学撮影においては、いくつかの技術および装置が知られており（ＰＥＴ、ＳＰＥＣＴ、ガンマカメラ、コンプトンカメラ）、これらは従来、シンチレーション結晶による検出器を用いるものである。
【００１９】
シンチレーション結晶による検出器には、さまざまな欠点がある。ＰＥＴスキャナにおいて、隣接する直方体結晶の接触点には元来、クラックが存在する。ＰＥＴスキャナについて先に説明したように、視差効果が生じる場合がある。ＰＥＴスキャナ、ガンマカメラ、あるいはコンプトンカメラにおいて用いられる結晶は４ｍｍ×４ｍｍ×１０ｍｍの大きさであり、このことによって、これらがもつ固有誤差（および固有空間分解能）が決定される。ＰＥＴスキャンの場合、４から５ｍｍより小さいものを見つけることはできない。ＳＰＥＣＴの場合、これは、１５から２０ｍｍ程度である。検出器は１００％の効率で作動するわけではないので、空間分解能は、さらに相当悪化したものとなる。
【００２０】
シンチレーション結晶のもう１つの問題は、シンチレーション結晶の検出量子効率（ＤＱＥ： Ｄｅｔｅｃｔｉｏｎ Ｑｕａｎｔｕｍ Ｅｆｆｉｃｉｅｎｃｙ）は、やや低いということである。このＤＱＥを向上させるためには、ガンマ光子を捕獲する確率を高めるように結晶の長さを増加させなければならない。しかしながら、さらに物体を追加することは、結晶内において光電子増倍管から比較的離れた位置で発せられた光の一部がＰＭＴに達する前に減衰することになるので、必ずしも信号品質を向上させるとは限らない。ＰＭＴ近くで結晶により捕獲されたガンマ光子は、ＰＭＴから遠くで捕獲されたガンマ光子よりも、多くの光子を発生させる。このため、より多くのガンマ光子を検出するようにすることで、エネルギー分解能を悪化させることになる。従って、ガンマ検出器において用いられるシンチレーション結晶の標準的な長さ（１０ｍｍ）は、妥当なＤＱＥを得ると同時に許容可能なエネルギー分解能を得る妥協点である。
【００２１】
上記のシンチレーション結晶の不都合な点を解消するため、ＰＥＴ検出器においてピクセル構成の常温固体検出器を用いることが提案されている。ピクセル型固体検出器を用いると、検出器をサブミリメートルのピクセル（あるいはボクセル）にセグメント化することが可能となることで、高空間分解能を実現することができる。
【００２２】
ＰＥＴスキャナにおいて固体検出器を用いることの問題の１つは、高いガンマ線吸収率を実現するためには厚い検出器が必要であるということである。特に、５１１ｋｅＶのエネルギーをもつ光子の９０％を捕獲するためには、（ＣｄＴｅを用いる場合）４ｃｍの厚さが必要である。
【００２３】
文献では、Ｃｄ（Ｚｎ）Ｔｅの非常に大きいセンサ（例えば、１０ｍｍ×１０ｍｍ×１０ｍｍ）を用いることが提案されており、この場合、結晶の背面にはピクセル読取チップが接続される。この解決法は、紙の上では簡単そうに見えるが、実際はそうではない。第１に、そのような大きいＣｄＴｅ検出器で良質のものは、非常にコストが高い。第２に、信号の時間収集が非常に長いので、それをＰＥＴにおいてトリガとして用いることはできない。第３に、そのような厚い検出器（１０ｍｍ）を用いると、電子正孔の捕獲および寿命によって、エネルギー分光が著しく悪化する。
【００２４】
特許文献１は、第１および第２の画像装置を有する放射線画像システムを開示している。前記第１の画像装置は（非ピクセル型）半導体放射線検出器のアレイを備えている。検出器アレイは、配線によりＡＳＩＣに接続されている。このシステムで用いる検出器はピクセル化されていないので、実現される精度には本質的に限界がある。使用される検出器は、少なくとも２ｍｍ×２ｍｍである。従って、精度はこの寸法により制限される。また、実際問題として、このような寸法の検出器を用いることは非常に面倒でコストがかかるので、これより大きい検出器が必要となる。さらに、全ての検出器の間にはギャップが存在する。事象が全く検出されないデッドエリアを意味するこれらのギャップと、検出器アレイをパッケージ化および配置するやり方とが、検出効率の限界につながる。個々の検出器をプリアンプに接続するのに用いられる配線は、寄生容量、インダクタンスおよび抵抗を生じさせる原因となり、これによって、全体としてのノイズ対信号比が高くなる。
【先行技術文献】
【特許文献】
【００２５】
【特許文献１】米国特許出願公開第２００７／００５７１９１号
【非特許文献】
【００２６】
【非特許文献１】“Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｎｕｃｌｅａｒ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ Ｓｕｐｐｌｅｍｅｎｔ，Ｖｏｌｕｍｅ４２，Ｎｕｍｂｅｒ５”，２００１年５月，ＵＣＬＡ
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００２７】
本発明の目的は、従来の検出器の欠点の少なくとも一部を解消する、高エネルギー光子を検出するデバイスを提供することである。
【００２８】
本発明のさらなる目的は、高空間分解能および高検出効率で高エネルギー光子を検出するデバイスを提供することである。高空間分解能によって、ガンマ光子の衝突点の正確な位置（ｘ，ｙ，ｚ）が提供される。高検出効率は、放射線量を低減する助けとなる。
【００２９】
本発明のもう１つの目的は、向上したエネルギー分解能で高エネルギー光子を検出するデバイスを提供し、これにより、散乱事象の大部分を取り除くと共に、信号対ノイズ比（ＳＮＲ）を高くする。このことが、高コントラストの画像につながる。
【課題を解決するための手段】
【００３０】
上記目的を達成するため、本発明は、高エネルギー光子を検出するデバイスを提供する。これは、高エネルギー光子を検出する少なくとも１つのピクセル型固体検出器と、これらの固体検出器を分極させるための高電圧を提供する手段と、これらのピクセル型固体検出器に連結されている少なくとも１つの読取素子と、この読取素子にデータ入出力のために接続されている入出力素子と、上記のピクセル型固体検出器、読取素子、および入出力素子を実装するための基層とを備えている。
【００３１】
（上記の不都合な点をもつ）シンチレーション結晶を用いる代わりに、本発明は、高エネルギー光子を検出するピクセル構成の固体検出器を提供する。標準的なピクセルサイズは、１ｍｍ×１ｍｍとすることができるが、例えば１０μｍ×１０μｍのピクセルサイズでピクセル型固体検出器を作ることも可能である。このように、本発明は空間精度についての大きな可能性を提供するものである。このような精度は、シンチレーション結晶を用いて達成することはできない。デバイスは、このように、さまざまな用途における特定のニーズに合わせることができる。１つの固体検出器内でピクセルサイズを変化させることも可能である。また、検出器のピクセル間にデッドエリアが存在しない。２つのピクセルの間で生じた事象でも、２つのピクセルの協働によって検出することができる。
【００３２】
さらには、モジュール式で簡単に重ね合わせできるものであることから、複数のデバイスを容易に組み合わせて３次元の適当な大きさ形成することができる。
【００３３】
第２の態様では、本発明は高エネルギー光子を検出するモジュールを提供する。これは、本発明によるデバイスを複数有し、デバイスのピクセル型固体検出器の組み合わせにより３次元検出器を形成するように、それらのデバイスが配列されている。
【００３４】
本発明による各デバイスは、基本的に２次元検出器を形成するものである。少なくとも１つのデバイスを別のデバイスの上に配置することによって３次元検出器を構成した。検出器が３次元であることによって、（ＰＥＴスキャナについて論じたような）視差効果を回避することができる。デバイスをモジュール式に重ね合わせることによって、所望の数のデバイスを組み合わせて、厚さを大きくした、従ってＤＱＥが向上した検出器を、エネルギー分解能あるいは空間分解能について妥協することなく、構成することができる。
【００３５】
本デバイスで用いられる固体検出器の標準的な厚さは２ｍｍとすることができる（しかし他の厚さも、もちろん可能である）。このようなデバイスを複数組み合わせて、従来の厚い固体検出器の時間収集などに関する問題に直面することなく、適当な厚さを構成することが可能である。
【００３６】
さらに、本発明は、強磁場において用いることが可能な検出器を提供する。このため、本発明に基づく検出器は、例えばＭＲＩスキャナと組み合わせて１つのスキャナを構成することもでき、これによって、ＰＥＴスキャンとＭＲＩスキャンを同時に行うことが可能となる。
【００３７】
一部の実施形態では、デバイスの基層は等脚台形の形状を有している。デバイスの基層を等脚台形の形状として、そこに実装される読取素子およびピクセル型検出器の大きさおよび形状をこの等脚台形に合わせたものとすることで、特に円環状に収まるように構成されたデバイスを得ることができる。これは、ＰＥＴスキャナにおける用途に特に有効である。
【００３８】
随意に、ピクセル型固体検出器と基層の両方を等脚台形の形状とすることができる。検出器は、基層の形状に適合するものであれば、他の形状であってもよい。例えば、適当な四辺形の２つの別個の検出器を用いて台形を形成することができる。しかしながら、特に興味深い選択肢は、固体検出器を合致する等脚台形とすることで、それらが基層上にぴったりと収まるようにすることである。しかし、読取素子は、通常は、その長方形の形状のままである。このため、本発明による一部の実施形態では、検出器のピクセルパッドと読取素子上の対応するピクセルチャネルとの間のいくらかのオフセットを調整するために、デバイスは、固体検出器と読取素子との間に設けられた中間層をさらに備えている。
【００３９】
ピクセル型固体検出器が等脚台形である場合には、（台形の高さ全体に沿ってピクセル数は一定で）検出器のピクセルサイズは、幅の変化に適合するように、台形の高さに沿って変化する。
【００４０】
一部の実施形態では、デバイスの基層は長方形の形状を有している。この形状は、ガンマカメラやコンプトンカメラなどにおける用途に特に有効である。
【００４１】
本発明のモジュールにおいて、複数のデバイスの入出力素子は、１つのインタフェースに接続されていることが好ましい。モジュールを構成する特に有利な方法は、複数のデバイスの信号入出力素子を、例えばプリント回路基板（ＰＣＢ）のような、１つのインタフェース要素に接続することである。これによって、複数のデバイスにより収集されたデータが、１つのインタフェースを用いて集められ伝送される。
【００４２】
随意に、本発明のモジュールにおいて、デバイスの固体検出器の少なくとも一部を互いにスタガード状に配列することができる。固体検出器をスタガード状に配列することにより、１つのデバイスの検出器がその他のデバイスをいくらか支持することになるので、より強固な構造が得られる。
【００４３】
随意に、モジュールが含むデバイスは、ピクセル型固体検出器、読取素子、および入出力信号素子が基層の上面に収容されており、基層の底部側には、隣接するデバイスのピクセル型固体検出器を分極させるための高電圧を提供する手段を備えている。当技術分野では、例えば適当な配線を介するなど、固体検出器を分極させるための高電圧を提供するいくつかの方法が知られている。モジュールが複数の基本デバイスから構成されていることを利用して、１つのデバイスが隣接するデバイスのピクセル型固体検出器を分極させる手段を提供することができ、それらはデバイスの底部側に配置される。モジュールの“端”のデバイスのみ（最も可能性が高いのは１番目のもの）、例えば追加のカプトン層など、他の手段が必要となるであろう。
【００４４】
選択的に、モジュールが含むデバイスは、固体検出器が読取素子の上に実装されているものとする。固体検出器の各ピクセルパッドを、読取素子の入力ピクセルチャネルに接続することができる（配線は必要ない）。他の実施形態では、読取素子と固体検出器は、（互いに重なり合うのではなく）互いに隣接して配置することができる。
【００４５】
一部の実施形態では、デバイスは、固体検出器のピクセルパッドと読取素子のピクセルチャネルとの間のオフセットを調整するため、固体検出器と読取素子との間に設けられた中間層をさらに備えている。固体検出器の大きさが所定の方向に沿って変化している実施形態においては（例えば、特に円環を形成するのに用いられるように構成された、基層が等脚台形の形状であるデバイスにおいて、固体検出器の形状は径方向に沿って変化する）、ピクセルサイズもこの方向に沿って変化する。このため、中間層が、検出器のパッドと読取素子の入力チャネルとの間のいくらかのオフセットを調整するためのインタフェースとして機能する。中間層は、カプトン層とすることができる。
【００４６】
第３の態様において、本発明は高エネルギー光子を検出するシステムを提供する。これは、複数のモジュールを有し、該モジュールの複数のインタフェースは適当なコネクタを通じて１つのインタフェースバスに接続されている。この１つのインタフェースバスにより、読取素子により収集されたデータを通して、固体検出器で生じた全ての事象のデータを集めることができる。これは、必要な作動電圧を提供することもできる。
【００４７】
随意に、システムは、台形形状の基層を有する（さらに他の要素も適当な形状とされた）デバイスから構成されたモジュールのみを有するものとすることができる。このようにして、ＰＥＴスキャナ用の環状検出器を構成することができる。
【００４８】
随意に、システムは、長方形の基層を有する（さらに他の動作要素も適当な形状とされた）デバイスから構成されたモジュールのみを有するものとすることができる。このようにして、直角プリズム形状の検出器を備えたガンマカメラあるいはコンプトンカメラを構成することができる。
【図面の簡単な説明】
【００４９】
本発明の実施形態について、単に例示によって、添付の図面を参照して以下で説明を行うが、これに限定するものではない。
【図１ａ】図１ａは、本発明により高エネルギー光子を検出するデバイスの好適な実施形態の概略図である。
【図１ｂ】図１ｂは、本発明により高エネルギー光子を検出するデバイスの別の好適な実施形態の概略図である。
【図２】図２‐５は、図１ａのデバイスの段階的構成の概略図である。
【図３】図２‐５は、図１ａのデバイスの段階的構成の概略図である。
【図４】図２‐５は、図１ａのデバイスの段階的構成の概略図である。
【図５】図２‐５は、図１ａのデバイスの段階的構成の概略図である。
【図６ａ】図６ａは、本発明により高エネルギー光子を検出するモジュールの概略図である。
【図６ｂ】図６ｂは、図６ａの高エネルギー光子を検出するモジュールをスタガード配置した概略図である。
【図７】図７は、本発明により高エネルギー光子を検出するシステムを得るためサポートに取り付けられた図６のモジュールの概略図である。
【図８】図８は、図６ａのモジュールを複数有する、本発明により高エネルギー光子を検出するシステムの概略図である。
【図９】図９ａおよび９ｂは、本発明によるデバイスのさらに別の実施形態であって、等脚台形の形状を有するデバイスの平面図である。
【図１０】図１０は、図８のシステムを複数有する、環状のガンマ線検出器の一部分の概略図である。
【図１１】図１１は、図１０のガンマ線検出器の全体の概略図である。
【図１２】図１２は、図８のシステムを複数有する、直方体形状のガンマ線検出器の概略図である。
【図１３】図１３は、図１２の検出器を有するコンプトンカメラの概略図である。
【図１４】図１４は、従来のＰＥＴスキャナの概略図である。
【発明を実施するための形態】
【００５０】
以下、本発明により高エネルギー光子を検出するデバイスの好適な実施形態について説明する。その次に、本発明による、（複数の当該デバイスを有する）モジュール、（複数のモジュールを有する）システム、ＰＥＴスキャナ、ガンマカメラ、およびコンプトンカメラの好適な実施形態について説明する。
【００５１】
図１ａに、本発明によるデバイスの好適な実施形態を示している。高エネルギー光子を検出するための該デバイス１０は、タイル状／積層配列された４つのモジュール型ピクセル常温固体検出器１１と、各固体検出器１１に１つずつ、その読取素子として機能する４つのＡＳＩＣ（特定用途向け集積回路）と、データ入出力のため（主に、固体検出器が確保したパラメータからＡＳＩＣにより生成された値を取得するため）ＡＳＩＣに接続されている入出力素子コネクタ１２と、基層として機能して、その上に固体検出器１１、ＡＳＩＣ、および入出力素子１２が実装されるカプトン層１３とを備える。さらに、各ＡＳＩＣ３０を個々に入出力素子１２に接続するためのコネクタ２０（図１ａでは見えていない）が設けられている。より具体的には、カプトン層１３の前面は、ＡＳＩＣ３０、コネクタ２０、固体検出器１１、および入出力素子１２を実装するために用いられ、裏面には、カプトン層１３は電源への接続部を備えており、これにより、図示のデバイスの横に隣接して配置される（この配置については後に、例えば図６ａに示す）第２のデバイスの固体検出器１１を分極させるための高電圧が提供される。
【００５２】
本発明の範囲内で、デバイス内に、異なる数の固体検出器を設けることもできる。
【００５３】
本実施形態では常温固体検出器を用いた。常温固体検出器は、例えば、Ｓｉ、Ｇｅ、ＧａＡｓ、ＣｄＴｅ、ＣｄＺｎＴｅ、あるいはＨｇｌ２からできたものとすることができる。ハイＺである（原子核に多くの数の陽子をもつ）と共に優れた電子正孔移動度をもつ固体半導体を用いることが望ましい。しかしながら、本発明の範囲内で、どのようなピクセル型固体検出器を用いてもよい。
【００５４】
目下の好ましい実施形態では、ピクセル型固体検出器１１は、おおよその大きさが２ｃｍ×１ｃｍ×０．２ｃｍのＣｄＴｅ検出器であり、ピクセルサイズはおよそ１ｍｍ×１ｍｍである。検出器の大きさについては、異なった選択も可能である。０．２ｃｍの厚さのデバイスを用いて、このようなデバイスを複数結合することにより、厚い固体検出器を構成することが可能である。この検出器によれば、従来の厚い固体検出器における時間収集などの問題に悩まされることはない。
【００５５】
また、各固体検出器１１は、対応するＡＳＩＣの上に実装されて、各ピクセルパッドがそれぞれのチャネルに独立に接続されている。
【００５６】
図１ｂに、本発明によるデバイスの別の実施形態を概略的に示している。この場合、１つのデバイス１０は、２列の固体検出器１１を１つのデバイスに設けることで形成されている。固体検出器は、基層１３の上に実装されている。固体検出器の各列に対して、入出力素子１２が設けられている。該デバイスのこのような設計の効果は、これは図１ａのデバイス１０を２つ結合する場合よりも少し薄く作ることができるということである。
【００５７】
以下において、図１ａに示すデバイス１０の段階的構成（図２‐５に示している）について説明する。
【００５８】
図２は、カプトン層１３を示しており、その上面には、入出力素子１２と、入出力素子１２を個々のＡＳＩＣに接続するためのコネクタ２０とが設けられている。
【００５９】
図３は、同じカプトン層１３を示しており、その上に１つのＡＳＩＣ３０が実装されている。ＡＳＩＣは５０μｍの厚さまで薄型化されており、また、ＡＳＩＣの入出力コネクタは金属化ビアホールで形成されていて、これにより、該ＡＳＩＣをバンプボンドあるいは導電性接着剤によりカプトン層に接続することが可能となっている。また、例えば、３Ｍ（商標）から市販されているような異方性導電フィルムなど、他の接続方法を用いてもよい。ワイヤボンディングを用いることも可能である。図示の層１３は、４つのＡＳＩＣを保持するように設計されているが、接続されるＡＳＩＣの数はデバイス１０の要件に応じて変更することができるのは明らかである。
【００６０】
図４は、同じ層１３を示しており、その上に４つのＡＳＩＣ３０が実装されている。この好適な実施形態においては、４つのＡＳＩＣ３０を実装した後に、ＡＳＩＣの上に中間層（カプトン層）が設けられる。この中間層の目的は、対応する固体検出器１１の各ピクセルパッドをＡＳＩＣ３０の入力ピクセルチャネルに接続することである。後に一部の実施形態（例えば図９ａ）で説明するように,固体検出器１１の大きさは所定の方向に沿って変化させることができるので、中間カプトン層は、固体検出器１１上のパッドとＡＳＩＣ３０の入力チャネルとの間のいくらかのオフセットを調整するインタフェースとしての機能を果たすものである。中間層は必ずしも全ての場合に設けられるものではなく、特に固体検出器の大きさが一定である場合には設けられるとは限らない。
【００６１】
図５は、中間カプトン層の上に実装された固体検出器１１を示している。他の実施形態では、固体検出器は読取素子（例えば、ＡＳＩＣ）の上に直接実装されてもよい。この好適な実施形態においては、ピクセルサイズは１ｍｍ×１ｍｍほどであるように選択されている。この大きさのピクセルパッドを用いると、固体検出器と中間カプトン層、あるいはＡＳＩＣと中間カプトン層を、導電性接着剤で接合することが可能となり、はんだバンプの使用および、それによって固体検出器が加熱されることが回避される。
【００６２】
ここで示された好適な実施形態において得られるデバイス１０は、長さ４ｃｍ、幅２ｃｍ、厚さ０．２ｃｍの固体検出器を有している。デバイスの効果的な厚さは、およそ２．２ｍｍである（これは、検出器、カプトン層、および薄型ＡＳＩＣを含んでいる）。
【００６３】
このようにして得られるデバイス１０は、図１ａに示されているものであるが、２つの大きな平行面（前面と裏面）と相当に薄い側端部とを有する本体を備えている。本発明による該デバイス１０の動作は、つぎのようである。
【００６４】
ガンマ線（高エネルギー光子）が、（図１ａに概略的に示しているように）デバイス１０に実装されているピクセル型検出器１１の薄い側面に衝突する。固体検出器を用いる先行技術のデバイスでは、通常、検出器の大きいほうの面に（つまり、固体検出器に作用する電界の方向に）衝突するガンマ線を捕らえるように向けられている。しかし、本発明によると、デバイスは、検出器の薄い側面に（つまり、検出器に作用する電界の方向に垂直な方向に）衝突するガンマ線を捕らえることができるように向けられている。
【００６５】
本発明のデバイスにおいて、ガンマ線が別の面に衝突することもあるが、しかし、後で示すように、衝突の主な方向は実質的に薄い側面に向いている。光子が検出器１１内で捕獲される確率は、検出器の実体内を粒子が移動する距離と共に増加する。捕獲された光子は衝突点においてさまざまに異なる過程を経ることになるが、その主なものは光電効果である。検出器１１において全てのエネルギーを付与した後、これに応じて同量の電子正孔（ｅ‐ｈ）が放出される。検出器に高電圧（ＨＶ）が印加されることで、ｅ‐ｈがドリフトしてピクセル電極上に信号を生じさせ、これは後にＡＳＩＣによって増幅され処理される。ＡＳＩＣ３０は、衝突点の位置すなわち衝突が起きたピクセルの座標を示す。加えて、信号パルスにより、光子のエネルギーについての情報が提供される。さらに、生成された信号の立ち上がり時間から、グローバルクロックに対する衝突時間が決定される。
【００６６】
以下で、高エネルギー光子を検出するモジュールについて説明する。
【００６７】
図６ａに示すように、モジュール６０は、（上記の）高エネルギー光子を検出するデバイス１０を複数有し、これらは、その入出力素子１２を通じてインタフェースに接続されており、この場合のインタフェースはプリント回路基板６１（ＰＣＢ）である。デバイスは、それらの大きい面が互いに隣接するように列に並べられている。それらのすべてが、基層の前面側が同じ方向を向くように並べられているかどうかは問題ではない。デバイス１０のモジュール方式であるため、モジュール６０を設計者が望む如何なる大きさにすることも可能であることは明らかである。図６ａの場合、モジュールは３０個のデバイスを有している。上記で採用したデバイスの大きさを用いると、モジュールはおよそ６．６ｃｍの厚さとなる。
【００６８】
ＰＣＢ６１はコネクタ６２を備えており、これらは例えば薄型のものであって、ＡＳＩＣ３０にアクセスするためのものである。つまり、ＰＣＢのコネクタ６２は、（コネクタ２０を通じて）ＡＳＩＣにアクセスできる入出力信号コネクタ１２と接続されている。このようにして、ＡＳＩＣ３０において処理されたデータをコネクタ６２に取得して、そこから読み出すことができる。随意に、このようなモジュールが有するデバイスは、カプトン層の上面にピクセル型固体検出器、読取素子、および入出力信号素子を収容し、カプトン層の底部側には隣接するデバイスのピクセル型固体検出器を分極させるための高電圧を提供する手段を備えたものとすることができる。
【００６９】
各ピクセル型固体検出器は、前述のように、ガンマ線による衝突が生じた場所について、基本的に２次元情報を提供することができる。当該モジュールにおいては、３次元の固体検出器が得られるように複数のデバイスが配列されている。デバイスはいずれも２次元検出器であるが、多くのデバイスを互いに重なり合わせることで、3次元検出器が得られる。モジュール６０の寸法は、先に図５に関して述べた寸法を用いると、およそ５ｃｍ×２ｃｍ×６．６ｃｍとなり、４８０００ボクセルを含むことになる。各ボクセルは、１ｍｍ×１ｍｍ×２ｍｍの寸法をもち、ＡＳＩＣ３０上の、それぞれに独立なピクセルチャネルに接続されている。このことは、およそ７２５チャネル／ｃｍ３であることに相当している。
【００７０】
本モジュールの動作原理は変わりない。ガンマ線がピクセル型検出器に衝突する。捕獲された光子の衝突点で、電子正孔（ｅ‐ｈ）が生じる。印加される高電圧によって、ｅ‐ｈがドリフトしてピクセル電極上に信号を生じさせ、これは後にＡＳＩＣによって増幅され処理される。ＡＳＩＣは、衝突点の位置すなわち衝突が起きたピクセルの座標を示す。また、インタフェースすなわちＰＣＢ６１は、事象がどのＡＳＩＣで記録されたのかについてのデータを有している。このように、ＰＣＢは、衝突が起きたボクセルの座標についてのデータを有している。
【００７１】
一部の実施形態においては、図６ｂに示すように、より強度の高いモジュールを得るため、モジュールに含まれるデバイス１０の検出器１１はさまざまな大きさをもち、スタガード配置とされている。このようにして、１つのデバイスのピクセル型検出器１１間のギャップが、隣接するデバイスのピクセル型検出器によって埋め合わせされる。要するに、この構成は、モジュール６０がそれ自体を保持するための機械的強度を高めるものである。それ以上に、これがモジュールの機能性に及ぼす影響をもたないのは明らかである。
【００７２】
注目すべきことは、図１ｂに示したデバイスは、特にこのようなスタガード配置で用いるのに適しているということである。すなわち、１つのデバイスで、そのデバイスの一方の側の固体検出器と他方の側の固体検出器とをスタガード配置として提供することが可能である。
【００７３】
つぎに、高エネルギー光子を検出するシステムについて説明する。
【００７４】
図７は、インタフェースバス７０を示しており、これにモジュール６０が接続されている。本実施形態におけるインタフェースバスはＰＣＢである。ＰＣＢ７０は複数のコネクタ７１を備えており、インタフェース６１のコネクタ６２が、ＰＣＢ７０のコネクタ７１に差し込まれている。このようにして、高エネルギー光子を検出するシステムが得られる。当該システムは、必要に応じて（つまり、スキャン対象の大きさに応じて）１つ以上のモジュールを含むことができる。インタフェースバス７０は、固体検出器に対して高電圧を供給し、ＡＳＩＣに対して電力を供給すると共に、ＡＳＩＣからの読み出し、ＡＳＩＣへの書き込みを行う。
【００７５】
図８は、複数のモジュール６０を含むシステム８０を示している。それらのモジュール６０は、１つのモジュールの端のデバイスの大きな面が隣りのモジュールの端のデバイスの大きな面に隣接するように、列に並べられている（モジュールは、ピクセル型固体検出器内部の印加電界が同じ方向となるように整列している）。
【００７６】
システムを形成するために多くの他の考え得るモジュール配置を採用してもよいことは、当業者にとって明らかである。
【００７７】
ここで記述した高エネルギー光子を検出するシステム８０から、さまざまな医用画像診断装置を得ることができる。
【００７８】
図９ａは、本発明によるデバイスの別の実施形態を示している。該デバイス１０は、２つの大きな平行面と相当に薄い側端部とを有する本体を備えており、その大きな面は等脚台形の形状を有している。この形状は、デバイスの基層を等脚台形の形状とすることで（また、デバイスのその他の要素を的確に適合させることで）、得られたものである。本実施形態において用いられる固体検出器１１は、等脚台形の形状を有している。しかしながら、ＡＳＩＣ３０は長方形である。これらの実施形態においては、検出器１１のピクセルとＡＳＩＣ３０の対応するピクセルチャネルとの間のいくらかのオフセットを調整するために、前述の中間カプトン層が必要となる。ＡＳＩＣ３０は、検出器の下に配置されるため全体は見えないので、部分的に破線で示している。
【００７９】
デバイスの形状をこのように選択すると、モジュール間に大したギャップを形成することなく環状に収めることができるため、特にＰＥＴスキャナに適した検出器を構成することが可能となる。ＰＥＴスキャナにおいて、同時計測線（ＬＯＲ）を形成することができるためには、２つの光子が同じ時間窓で（同時に）記録される必要がある。先行技術のデバイスでは、検出器（あるいはモジュール）の間にくさび形のギャップが存在する（例えば、図１４を参照）。これらのギャップはＬＯＲの両端に存在し、このことが二次的なＰＥＴスキャナの検出効率の低減につながる。これが意味するのは、例えば１つの５１１ｋｅＶ光子の検出効率が２５％であるとすると、２つの光子を連続して検出する確率は、（０．２５）２＝０．０６２５、よって、およそ６％であるということである。等脚台形の検出器を用いると、くさび形のギャップを隣接するモジュール間に形成することなく、ＰＥＴスキャナのモジュールをほぼ均一な環状に収めることができ、これによって、良好な検出効率が維持される。
【００８０】
図９ｂは、図９ａと同じデバイスを示している。本発明の好適な実施形態では、１２０個の台形のデバイスを結合して、ＰＥＴスキャナの一部である環状を形成している。点線矢印はＰＥＴスキャナの径方向を示している。はっきりと図示されているように、ピクセル型固体検出器の大きさはこの径方向に沿って変化している。この実施形態では、検出器のピクセルパッドと読取素子のピクセルチャネルとの間のオフセットを補うために、中間カプトン層が設けられている。
【００８１】
本実施形態では、固体検出器の高さＨは１ｃｍである。第１の検出器の短底（ＳＢ）の長さは、１９．９５ｍｍであり、第１の検出器の長底（ＬＢ）の長さは２０．４７ｍｍである。これらの寸法は、半径が４０ｃｍのＰＥＴスキャナで、その周囲に沿って１２０個のデバイスを備え、隣接するデバイス間の間隔が１００μｍであるものに基づいている。
【００８２】
図１０は、ＰＥＴスキャナの検出器１００の部分図である。ＰＥＴスキャナの該検出器１００は、環状形状を有しており、前述のような高エネルギー光子を検出するシステム８０を複数有している。このシステムに含まれるデバイスの少なくとも一部は、等脚台形の形状を有する基層を備えるもので、これによって、環状形状を得ることが可能になっている。
【００８３】
基本的には、システム８０は環状を形成するように積み重ねられる。つまり、複数のシステムは、デバイス１０の側端部が互いに隣接して、環状を形成するように並べられる。このように、システムの形状によって密閉形状を形成する。
【００８４】
図１１は、ＰＥＴスキャナの完全な環状１００（すなわち、ガンマ線検出器）を示している。この例では、検出器１００は、８０ｃｍという標準的な大きさのガントリで、６６ｃｍの視野（ＦｏＶ）をもつ。これは、５１１ｋｅＶガンマの９０％を効果的に捕らえることができる、径方向に４ｃｍのＣｄＴｅ検出器１１を備えている。このことは、このようなデバイスによるＰＥＴ事象の検出効率が８１％であることを意味している。
【００８５】
結果として、ＰＥＴスキャナはシステム８０からなるリング１００を備え、これは、患者が横たわるベッドを取り巻くものである。各システム（これはリングのセクタと理解することができる）は、少なくとも１つのモジュール６０を含み、各モジュールは複数のデバイス１０を含んでいる。
【００８６】
本発明のデバイス１０を備えるＰＥＴスキャナの動作はつぎのようである。ＰＥＴ検出器１００は多数のデバイス１０で作られている。親核種が崩壊すると、１ＭｅＶほどのエネルギーをもつ陽電子が放出される。これらの陽電子は、人体内で電子と対消滅するまでに、平均して１ｍｍほど移動する。この消滅過程で、反対方向に飛行する２つのガンマ光子が生成され、これらはそれぞれ５１１ｋｅＶのエネルギー（電子‐陽電子対の静止質量）を有している。２本のガンマ線は固体検出器により記録され、同時計測線（ＬＯＲ）が構成される。本発明の検出器が３次元であることによって、いわゆる視差効果を回避することができる。多くのＬＯＲが“同じ点”で交差しているため、放射性核種が特に集積している点、すなわち陽電子放射体が特に多い点の位置を特定することができる。この改良された検出器によって、ＬＯＲの再構成が改善され、また、（癌細胞の存在を示している可能性がある）放射性核種の集積の検出品質も向上する。
【００８７】
上記説明および図９‐１１から、ガンマ線が主として固体検出器の薄い側面に衝突すること、つまり検出器に印加される電界と垂直な方向に衝突することは明らかである。
【００８８】
デバイス１０の大きな面が平行四辺形（例えば、正方形あるいは長方形）の形状を有している場合には、ガンマカメラ用のガンマ線検出器を得ることができる。
【００８９】
図１２は、そのようなガンマカメラ用のガンマ線検出器１２０を示している。当該検出器１２０は、前述のようなシステム８０を複数有している。これら複数のシステムは、デバイスの側端部が互いに隣接して、直角プリズムを形成するように並べられる。図１２の場合、ガンマ線検出器１２０は３０個のシステムを含んでおり、これによって、検出器の寸法はおよそ６６ｃｍ×６６ｃｍとなる。この検出器の寸法をより大きいものとすることは、何の問題もなく可能である。これは、デバイス１０、モジュール６０、およびシステム８０のモジュール性によって可能となっている。
【００９０】
本発明のデバイス１０を備えるガンマカメラの動作はつぎのようである。
【００９１】
ガンマカメラは、使用する放射性核種の種類により１４０ｋｅＶ（９９Ｔｃｍ）から７７７ｋｅＶ（８２Ｒｂ）までのエネルギー範囲の光子を検出することが期待される。カメラに入射する光子の方向を選択するため、検出器の前面に適当なコリメータを配置することができる。エネルギー光子はデバイス１０と相互作用し、付与されたエネルギーとボクセルの座標に関する情報のみが用いられる。この撮画手段でのタイミング情報は使用されない。
【００９２】
ＳＰＥＣＴによる撮像では、ガンマカメラと、陽電子とただ１つの５１１ｋｅＶ光子を放出する放射性核種とが用いられる。ＳＰＥＣＴの画像は、通常、ガンマカメラを用いてさまざまなアングルで複数の画像を取得することで得られる。
【００９３】
図１３は、コンプトンカメラ１３０の例を示している。第１の平面でコンプトン散乱が生じ、第２の平面は前述のようなガンマ線検出器１２０であって、ここで、散乱した後のＸ線が捕獲される。
【００９４】
コンプトンカメラ用の検出器のこのような設計の効果は、
‐ ガンマ線検出器１２０を、その高エネルギーガンマ吸収効率を向上させるのに必要な厚さにすることができる。
‐ ガンマ線検出器１２０の寸法を必要な大きさにすることができる。
‐ 検出器１２０の反応が、広いエネルギー範囲に対して良好である。
‐ 検出器のボクセルの大きさが小さいので、検出器１２０における視差効果を回避することができる。図示の例では、１ｍｍ×１ｍｍ×２ｍｍの大きさである。これは、必要に応じて、さらにずっと小さくすることもでき、これは、実際には１μｍの空間分解能を有するピクセル電極のパターニングと関係している。
【００９５】
本発明によるデバイス、モジュール、システム、および検出器の、その他の効果的な用途として、ＣＴスキャンがある。ＣＴスキャンでは、患者の身体の一方の側にＸ線源が配置され、他方の側に検出器が配置される。そのＸ線源および検出器は患者に対して動かされる。検出器により捕獲された光子は、患者の身体部位（臓器、骨など）の組織によるＸ線の減衰を示している。組織が異なると減衰率が異なることを利用して、患者の画像を得ることができる。
【００９６】
ＣＴスキャンで用いられるセンサは、一般的に、８０ｋｅＶから１４０ｋｅＶのエネルギー範囲の光子を検出する必要がある。本発明によるデバイスにおいてピクセル型固体検出器を用いることの効果の１つは、ピクセルサイズを同じ検出器の中で変化させることができるということである（これは、シンチレーション結晶による先行技術の検出器では不可能である）。本発明の好適な実施形態では、ＣＴスキャン用の検出器は複数のデバイス（あるいは、モジュールまたはシステム）から作られており、それらにおいて、ピクセルサイズは１つの検出器内で変化している。デバイスの（検出器に光子が入射する側である）“前部”では、ピクセルサイズは小さくなっていることが好ましく、例えば１００μｍ×１００μｍである。ピクセルサイズはそこから検出器の“後部”に向かって次第に大きくなっている。例えば、その次の列のピクセルは１００μｍ×２００μｍ、それに続く列は１００μｍ×３００μｍとすることができる。
【００９７】
この構成によると、ピクセルチャネルの数を減少させても、低エネルギーの光子を高い精度で視差効果を減少させて捕獲することができ、より高エネルギーの光子はデバイスの後部に向かって高い確率で捕獲されるであろう、という効果がある。
【００９８】
ＣＴスキャンでは、例えばＰＥＴスキャン（５１１ｋｅＶ）に比較して、光子のエネルギー範囲（８０ｋｅＶ‐１４０ｋｅＶ）が低いので、検出器の高さ（図９ｂで定義されているＨ）もより小さくすることが可能である（同じ検出器材料を用いた場合）。前述のように、ＰＥＴスキャナに適用されるモジュールを構成するのに用いた全てのデバイスは、それぞれ４つのピクセル型固体検出器を備えていた（図１ａに示した構成の場合；図１ｂの構成では８つの固体検出器）。各固体検出器は、１ｃｍ×２ｃｍ×０．２ｃｍの大きさである。このため、この場合の検出器の全高は４ｃｍであった。ＣＴスキャナの場合は、ＣＴスキャナのＸ線源により放出される光子のほぼ１００％を捕獲するために、例えば、（図１ａに示す構成を用いた）０．５ｃｍ×２ｃｍ×０．２ｃｍの大きさのＣｄＴｅ検出器を１つのみ備えなければならないことになる。図１ｂに示す構成の場合は、この大きさの検出器を２つ備えるであろうことは明らかである。
【００９９】
本発明の詳細について、説明目的で説明を行ったが、当然のことながら、そのような詳細はその目的のためだけのものであり、発明の範囲から逸脱することなく、当業者はこれを変形することができる。
【図１ａ】
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【図１ｂ】
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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６ａ】
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【図６ｂ】
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【図７】
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【図８】
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【図９ａ】
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【図９ｂ】
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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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