(57)【要約】【課題】エネルギー分解能に優れた核医学診断装置および核医学診断方法を提供することにある。【解決手段】核医学診断装置は、半導体素子Ｓと金属製の導電部材２２，２３とを、導電性粒子および樹脂バインダで構成される導電性接着剤２１Ａにより接着してなる接着構造を有し、半導体素子Ｓに放射線が入射したときに発生する電荷が導電性接着剤２１Ａを介して導電部材２２，２３から検出回路３０を通じて信号として取り出される構成を備え、放射線が入射したときに発生する電荷による電流よりも大きい電流を、少なくとも導電性接着剤２１Ａに流すための通電手段４０と、通電手段４０により流れた電流から検出回路３０を保護する保護回路３１とを設ける。【選択図】図６
2007139479.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
半導体素子と金属製の導電部材とを、導電性粒子および樹脂バインダで構成される導電性接着剤により接着してなる接着構造を有し、前記半導体素子に放射線が入射したときに発生する電荷が前記導電性接着剤を介して前記導電部材から検出回路を通じて信号として取り出される構成を備えた核医学診断装置であって、
放射線が入射したときに発生する電荷による電流よりも大きい電流が、少なくとも前記導電性接着剤に流れるようにするための通電手段と、
この通電手段により流れた電流から前記検出回路を保護する保護回路と、
を備えてなることを特徴とする核医学診断装置。
【請求項２】
前記通電手段による通電は、計測のための電圧印加前に行われることを特徴とする請求項１に記載の核医学診断装置。
【請求項３】
前記通電手段が、前記半導体素子への光照射、かつ前記半導体素子への電圧印加であることを特徴とする請求項１に記載の核医学診断装置。
【請求項４】
ダイオード特性を有する半導体素子と金属製の導電部材とを、導電性粒子および樹脂バインダで構成される導電性接着剤により接着してなる接着構造を有し、前記半導体素子に放射線が入射したときに発生する電荷が前記導電性接着剤を介して前記導電部材から検出回路を通じて信号として取り出される構成を備えた核医学診断装置であって、
放射線が入射したときに発生する電荷による電流よりも大きい順方向の電流が、少なくとも前記導電性接着剤に流れるようにするための通電手段と、
この通電手段により流れた順方向の電流から前記検出回路を保護する保護回路と、
を備えてなることを特徴とする核医学診断装置。
【請求項５】
前記通電手段が、前記半導体素子への順方向バイアス電圧印加であることを特徴とする請求項４に記載の核医学診断装置。
【請求項６】
前記保護回路は、前記半導体素子の信号出力側と接地側との間に介在する、ツェナーダイオード、開閉スイッチ、バリスタのいずれか、またはこれらの組み合わせを含んで構成されることを特徴とする請求項１に記載の核医学診断装置。
【請求項７】
前記放射線検出装置は、前記半導体素子と前記導電部材とを交互に積層してなる半導体放射線検出器を備えて構成されることを特徴とする請求項１に記載の核医学診断装置。
【請求項８】
半導体素子と金属製の導電部材とを、導電性粒子および樹脂バインダで構成される導電性接着剤により接着してなる接着構造を有し、前記半導体素子に放射線が入射したときに発生する電荷を前記導電性接着剤を介して前記導電部材から検出回路を通じて信号として取り出す核医学診断方法であって、
放射線が入射したときに発生する電荷による電流よりも大きい電流を、少なくとも前記導電性接着剤に流し、
前記放射線が入射したときに発生する電荷による電流よりも大きい電流から前記検出回路を保護する保護回路により、前記検出回路を保護する
ことを特徴とする核医学診断方法。
【請求項９】
前記放射線が入射したときに発生する電荷による電流よりも大きい電流を、少なくとも前記導電性接着剤に流す場合、計測のための電圧印加前に行われることを特徴とする請求項８に記載の核医学診断方法。
【請求項１０】
前記保護回路は、前記半導体素子の信号出力側と接地側との間に介在する、ツェナーダイオード、開閉スイッチ、バリスタのいずれか、またはこれらの組み合わせを含んで構成されることを特徴とする請求項８に記載の核医学診断方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、半導体素子を含む半導体放射線検出器を備えた核医学診断装置および核医学診断方法に関するものである。
【背景技術】
【０００２】
近年、放射線計測技術を医療分野に応用した装置として、ガンマカメラ、単光子放出型断層撮影装置（ＳＰＥＣＴ装置）、および陽電子放出型断層撮影装置（ＰＥＴ装置）のような核医学診断装置が知られている。これらの装置で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がほとんどである。一方、放射線検出器としてシンチレータではなく、半導体を用いることが、例えば、特許文献１に記載されている。このような半導体放射線検出器では、半導体素子の結晶に入射したガンマ線による光電効果で電子と正孔とが生成し、それを外部から印加した電圧により生じる電界で移動させて、電荷を外部に取り出すようになっており、この電荷量が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。
【０００３】
ところで、放射線、とりわけガンマ線を検出するための半導体として、テルル化カドミウム（ＣｄＴｅ）を使用する方法が知られている。ここで、シリコンやゲルマニウムも用いられるが、これらは、Ｘ線の検出に使用されることが多い。核医学診断に用いられる放射性物質としては、例えば、テクネチウムやフッ素１８が知られており、これらはエネルギーが１４１ｋｅｖあるいは５１１ｋｅｖであるので透過力が高い。そのため、原子番号が大きい物質を放射線検出器に使用するほうが、ガンマ線を多く吸収して信号とするのに有利である。この点、ＣｄＴｅは、平均の原子番号が大きいのでガンマ線の吸収能力に優れているという利点が得られる。
【０００４】
反面、ＣｄＴｅは、結晶が脆く取扱いが難しいという難点を備えており、ちょっとした衝撃や振動で破損したり、結晶内部に欠損が生じたりするおそれがあった。このため、電荷を取り出すための電極となる導電部材をＣｄＴｅの結晶に接続する場合に、接合部材として導電性接着剤が用いられている。
【０００５】
【特許文献１】特開２００４−３１７１４０号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
しかしながら、実際に導電部材とＣｄＴｅとを導電性接着剤を用いて接着し、交互に積層して半導体放射線検出器を製作したものを数ヶ月にわたって実験的に使用したところ、ごく一部の半導体放射線検出器において、検出信号のノイズが増し、エネルギー分解能などの低下が生じた。
これは、長期間の使用により導電部材とＣｄＴｅとを接着している導電性接着剤が、収縮力の低下や導電性粒子の酸化などによって、導通が不安定になることに起因すると推察された。
一方、放射線の入力によって、半導体放射線検出器に生じる電荷は、数フェムトクーロンから数十フェムトクーロンの微小なものであり、電流値としてはマイクロアンペアに満たない程度である。このため、このような弱い信号が導通性の不安定な部分を通過する際に、信号にひずみが生じる可能性があり、それが半導体放射線検出器の劣化として現われ、エネルギー分解能の低下に至るおそれもあった。
【０００７】
そこで、本発明の目的は、エネルギー分解能に優れた核医学診断装置および核医学診断方法を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
前記した目的を達成するため、本発明では、放射線が入射したときに発生する電荷による電流よりも大きい電流が少なくとも導電性接着剤に流れるようにするための通電手段を備えた構成とした。この構成によれば、通電手段により流れる大きい電流によって、導電性接着剤の導電性粒子を再度結合したり、導電性接着剤に形成された酸化膜を破壊したりすることができ、導電性接着剤の導通性を安定化させることができる。また、保護回路を備えているので、通電手段により流れた電流から検出回路を保護することができ、導電性接着剤の導通性の安定化と相俟って信頼性が高まる。また、計測のための電圧印加前に通電手段による通電を行うことで、導通不安定による故障発生を効果的に抑制することができ、長期間にわたって放射線検出の性能を維持することができる。
【０００９】
また、ダイオード特性を有する半導体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てなる構造を有したものにあっては、通電手段により、放射線が入射したときに発生する電荷による電流よりも大きい順方向の電流が流れるようにすることによって、導電性接着剤の導電性粒子を再度結合したり、導電性接着剤に形成された酸化膜を破壊したりすることができ、導電性接着剤の導通性を安定化させることができる。
【００１０】
また、保護回路は、半導体素子の信号出力側と接地側との間に介在する、ツェナーダイオード、開閉スイッチ、バリスタのいずれか、またはこれらの組み合わせを含んで構成されるので、保護回路を設けることが簡単にかつ安価に可能である。特に、多数の半導体素子を必要とする核医学診断装置においては、必要最小限の構成の追加で放射線検出の性能を良好に維持することが可能となる。
【発明の効果】
【００１１】
本発明によれば、エネルギー分解能に優れた核医学診断装置および核医学診断方法が得られる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１２】
次に、本発明の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、計測空間１ａを有したＰＥＴ撮像装置１、被検体（被検診者）Ｈを支持するベッドＢ、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に示すようにユニット基板Ｕを周方向に多数配置しており、このようなＰＥＴ撮像装置１において、被検体Ｈは、図１に示すように、長手方向に移動可能なベッドＢに載せられて、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１ａ内に挿入される。
【００１３】
（ＰＥＴ撮像装置）
ＰＥＴ撮像装置１は、前記したようにベッドＢが挿入される計測空間１ａ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、図２に示すように、ベッドＢの長手方向（図中矢印Ｚ方向）にも複数個配置される。ユニット基板Ｕは、図３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（図１参照）の体内から放出されるガンマ線を検出する。検出器２１の詳細は後記する。
【００１４】
ＡＳＩＣ基板２０Ｂは、検出されたガンマ線の波高値、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、検出したガンマ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。
【００１５】
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４（ｂ）（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）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４（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３（ａ）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４（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。
【００１６】
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４（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は逆方向バイアス電圧を印加する電極である。
【００１７】
また、半導体素子Ｓの厚さ（電極間距離）ｔは、０．２ｍｍ〜２．０ｍｍが好ましい。これは、厚さｔが２．０ｍｍ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、逆方向バイアス電圧を上げ、検出素子２１１内の厚さｔ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、印加する逆方向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を薄くするとガンマ線と相互作用を起こさない、すなわちガンマ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、ガンマ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、結果としてガンマ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、一つの検出器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２１の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ｔが好ましい。
【００１８】
導電部材２２，２３は、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。
【００１９】
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差し支えない。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、図４（ｃ）に示すように、検出素子２１１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。突出部２２ａ，２３ａは、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るので、検出器２１の冷却が可能となって検出器２１の特性が安定する。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。
【００２０】
このような導電部材２２，２３は、図５に示すように、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（銀）などの導電性粒子を有機高分子材料からなる絶縁性の樹脂バインダ中に分散したものが用いられる。通常、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℃の高温の熱処理にて行われる。
【００２１】
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（０．２〜２．０ｍｍ）を有しており、また、カソードＣおよびアノードＡの厚みは高々数μｍ程度に設定される。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がガンマ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ガンマ線の量を少なくして、半導体素子Ｓとガンマ線との相互作用を増やすためである（ガンマ線のカウント数を増やすためである）。ガンマ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。
【００２２】
ここで、検出器２１によるガンマ線の検出原理の概略を説明する。検出器２１に図示しないガンマ線が入射して、ガンマ線と半導体素子Ｓとが相互作用を及ぼすと、正孔（hole）および電子（electron）が、対になってガンマ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、後記する直流の高電圧電源４２（図６参照）からの電荷収集用の逆方向バイアス電圧（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、アノードＡ，カソードＣに到達する前に途中で捕獲（トラップ）されることもある。
導電部材２２および導電部材２３は、ガンマ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間に不感領域となる導電部材２２，２３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。
【００２３】
このような検出器２１は、図３（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、図２参照）に６ｃｈ、Ｙ方向と直交するＸ方向（ＰＥＴ撮像装置１の周方向、図２参照）に８ｃｈ、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、図２参照）に２ｃｈ配置（配線基板２４の両面に配置）される。これにより、検出器２１は、配線基板２４の片面に合計４８ｃｈ、その両面では合計９６ｃｈが設置されることになる。
【００２４】
本実施形態では、このような各検出器２１のガンマ線の検出機能を維持するために、図６に示すように、導電性接着剤２１Ａの導通性を確保する通電手段４０と、この通電手段４０の作用により流れた電流から後記する検出回路３０を保護するための保護回路３１とを備えている。なお、図６においては、検出器２１の一つの検出素子２１１を例にとって説明している。
前記したように、検出器２１の検出素子２１１にガンマ線が入射すると、電荷により電流が流れることとなるが、通電手段４０は、このときに流れる電流よりも大きい電流が少なくとも導電性接着剤２１Ａに対して流れるようにするものである。そのための構成として、通電手段４０は、検出器２１の検出素子２１１に光を照射するための光源４１と、検出素子２１１に逆方向バイアス電圧を印加するための高電圧電源（回路）４２とを備えている。つまり、通電手段４０は、光源４１を用いて検出器２１に強い光を照射し、ガンマ線が入射したときに発生する電流よりも大きい電流が検出素子２１１に流れるようにするものであり、実際の計測を行う前に通電実施を行うことにより、主として導電性接着剤２１Ａの通電状態を良好にする役割を果たしている。
【００２５】
光源４１としては、検出素子２１１にガンマ線が入射したときに流れる電流よりも大きい電流が導電性接着剤２１Ａに流れるように光を照射できるものであればよく、この例では、蛍光灯を用いている。なお、光源４１としては、蛍光灯に限られることはなく、８００ナノメートル以下の波長の光を照射することのできるものであれば種々採用可能である。光源４１は、図７（ａ）に示すように、ユニット基板Ｕが収納部材５０内に複数枚収納される構成である場合には、収納部材５０内の上部等の空きスペースに設置することができる。なお、光源４１として、例えば、発光ダイオード等を用いた場合には、ユニット基板Ｕ上のスペース３４（破線で図示）等に直接設けてもよい。また、図７（ｂ）に示すように、ユニット基板Ｕの側方を切り欠いて形成したスペース２０ａ（検出モジュール２０Ａの近傍スペース）に、光源４１（蛍光灯等）を配置してもよい。このような配置によれば、収納部材５０内が断熱等を目的として、上部領域（ＡＳＩＣ基板２０Ｂが配置される領域）と下部領域（検出モジュール２０Ａが配置される領域）とに仕切部３３で仕切られるような構造である場合にも、下部領域の各検出器２１に対して良好に光を照射することができる。
【００２６】
高電圧電源４２は、図６に示すように、抵抗４２ａを介して検出素子２１１のカソードＣ側に接続されており、検出素子２１１に対して逆方向バイアス電圧を印加するものである。本実施形態では、検出器２１を駆動するためにＰＥＴ撮像装置（図１参照）１に通常設けられる高電圧電源４２を通電手段４０の電源として兼用している。つまり、導電性接着剤２１Ａの通電状態を良好にするために特別な電源を設ける必要がなく、コストアップを抑制することができる。
【００２７】
検出器２１の検出素子２１１のアノードＡ側は、コンデンサ２６を介してアナログＡＳＩＣ２８に接続されており、また、抵抗２７を介して接地側に接続されている。本実施形態では、この抵抗２７に保護回路３１が並列接続されている。これにより、検出素子２１１のアノードＡ側は、保護回路３１を介在して接地側にも接続されている。検出回路３０は、アナログＡＳＩＣ２８、コンデンサ２６、抵抗２７を有し、検出器２１で放射線が入射したときに流れる電流を検出するものである。
【００２８】
保護回路３１は、通電手段４０による通電が行われた際に、抵抗２７に過大な電圧がかかるのを回避し、コンデンサ２６の端子間電圧が上昇して耐電圧を超えてしまうのを防止する役割を果たすものである。この例では、保護回路３１としてツェナーダイオードを用いている。なお、保護回路３１としては、ツェナーダイオードに限られるものではなく、これに代えて、あるいは、これに組み合わせて、開閉スイッチ、バリスタ等を用いることができる。開閉スイッチを用いる場合には、高電圧電源４２がＯＮにされている間、検出素子２１１の信号出力側であるアノードＡと接地との間を短絡状態にする構成とすることにより、ツェナーダイオードを用いた場合と同様の効果が得られる。
【００２９】
（ユニット基板）
ユニット基板Ｕは、図２に示すように、検出器２１の設置された面がＰＥＴ撮像装置１の奥行き方向（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。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１ａ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１ａ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。
【００３０】
ユニット基板Ｕの詳細構造を、図３（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。そして、保護回路３１としてのツェナーダイオードは、ＡＳＩＣ基板２０Ｂ上における検出モジュール２０Ａとコンデンサ２６との間に配置してある。各検出器２１から出力されたガンマ線の検出信号は、コネクタＣ１を介して検出モジュール２０Ａ側からＡＳＩＣ基板２０Ｂ側へ供給される。
【００３１】
ＡＳＩＣ基板２０Ｂは、図３（ａ），（ｂ）に示すように、デジタルＡＳＩＣ２９が片面に１個設置され、アナログＡＳＩＣ２８が４個ずつ両面に配置されている。ＡＳＩＣ基板２０Ｂの両面には、コンデンサ２６、抵抗２７、ツェナーダイオード（保護回路３１）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、ツェナーダイオード（保護回路３１）、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、ＡＳＩＣ基板２０Ｂ内に設けられている。アナログＡＳＩＣ２８は、検出器２１から出力されたアナログ信号（ガンマ線検出信号）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、対応する一つの検出器２１から出力されたガンマ線の検出信号（放射線検出信号）を入力してガンマ線の波高値を求めるようになっている。
【００３２】
回路の長さやガンマ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、ツェナーダイオード（保護回路３１）、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ガンマ線検出信号をアナログＡＳＩＣ２８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、ガンマ線の検出信号に対するノイズの影響が軽減され、ガンマ線の検出信号の減衰も低減される。
なお、ＡＳＩＣ基板２０Ｂに設けられているツェナーダイオード（保護回路３１）、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に設けてもよい。この場合、ツェナーダイオード（保護回路３１）、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。
【００３３】
（ＰＥＴ撮像装置の動作）
以上の構成を有するＰＥＴ撮像装置１の測定時に係る作用を主として図６を参照して説明する。
はじめに、通常の測定時における作用を説明し、その後、ＰＥＴ撮像装置１の起動時における本実施形態の特徴的部分に関する作用について説明する。
まず、図示しない運転スイッチを操作してＰＥＴ撮像装置１を起動させると、高電圧電源４２から抵抗４２ａを介して検出器２１に逆方向バイアス電圧が印加される。ここで、検出器２１は検出素子２１１がダイオード特性を備えたものであるので、逆方向バイアス電圧をかけると検出素子２１１で漏れ電流を生じるが、一つの検出素子２１１あたりの漏れ電流は、数ナノアンペアから数十ナノアンペアとなっており、検出器２１の全体としても数百ナノアンペアという極めて小さい電流となっている。
【００３４】
この状態で計測時にガンマ線が検出器２１に入射し、光電効果を生じると電子とホールとからなるキャリアが生成される。これらのキャリアは、逆方向バイアス電圧による電界で移動し、アノードＡ側から電荷信号として取り出される。具体的には、検出器２１に電荷分の電流が流れ、コンデンサ２６に蓄積される。その後、抵抗２７を介して接地側に放電され、検出器２１のアナログＡＳＩＣ２８側の電位はゼロに戻される。コンデンサ２６への電荷の蓄積による電圧変化は、マイクロ秒以下の高周波信号であるため、コンデンサ２６に蓄積された電流は、コンデンサ２６を通過してアナログＡＳＩＣ２８に出力される。この検出信号をアナログＡＳＩＣ２８で増幅し、さらに後段のデジタルＡＳＩＣ２９（図３（ａ）参照）で信号処理することで、ガンマ線が入射したタイミングやエネルギーの測定が行われる。
以上が通常の測定時における作用である。
【００３５】
ところで、前記したように、検出素子２１１から出力される検出信号は、アノードＡから導電性接着剤２１Ａを介して導電部材２３に出力される。検出信号は、１０ＭＨｚ以上の高周波信号であるため、導電性接着剤２１Ａに導通性のよくない部分が存在すると、その部分を検出信号が通過する際にひずみが生じてしまい、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てしまう。そのため、導電性接着剤２１Ａの良好な導通性の維持が必要となり、そのための手段として、次に説明するような操作が起動時に必要となってくる。
【００３６】
はじめに、ＰＥＴ撮像装置１を起動させる前に、図示しない操作盤等を操作することにより、高電圧電源４２を作動させて検出器２１に逆方向バイアス電圧を印加するとともに、光源４１（通電手段４０）としての蛍光灯を所定時間点灯させる。この例では、約１０秒間、電圧を印加しつつ蛍光灯を点灯させた。なお、これらの操作は、予め設定された図示しないプログラムに沿って、例えば、通常の起動が行われる前や１週間おきに、自動的に行われるように構成してもよい。
電圧を印加しつつ蛍光灯を点灯させると、検出器２１の検出素子２１１では、ガンマ線が入射したときに生じる電流よりも大きい電流が流れる。ちなみに、図７（ａ）に示したような収納部材５０内において、蛍光灯（光源４１）を点灯させたところ、収納部材５０内に収納された複数の検出器２１における平均値で、１０マイクロアンペアの電流が流れたことが確認された。つまり、導電性接着剤２１Ａに対して１０マイクロアンペアの電流を流すことができた。
【００３７】
このような大きな電流が検出器２１に流れると、導電性接着剤２１Ａに含まれる導電性粒子が再度結合され、あるいは、導電性接着剤２１Ａに形成された酸化膜が破壊されるようになり、導通性の安定化が図られる。
【００３８】
一方、このような大きい電流が検出器２１に流れることにより、抵抗２７には、１００Ｖを超える大きな電圧が印加され得る状況となり、コンデンサ２６の端子間電圧が高くなってコンデンサ２６の耐電圧を超えるおそれが生じてくる。このような状況に対して、本実施形態では、保護回路３１としてツェナーダイオードを用いているので、ツェナーダイオードの作用により抵抗２７における端子間電圧を低減することができ、結果として、コンデンサ２６の端子間電圧が耐電圧以下に保たれることとなる。これにより、耐電圧の高い高価なコンデンサを用いる必要がなくなり、ツェナーダイオードを設けるという必要最小限の追加構成で導電性接着剤２１Ａの導通性の維持を図ることができる。なお、蛍光灯（光源４１）の点灯時間は数秒から数十秒の範囲で行うことができる。いずれにしても、蛍光灯（光源４１）は、常時点灯するわけではないので、点灯による収納部材５０内の温度上昇は生じないか、あるいは万が一にごく僅かに温度上昇が生じたとしても、これが検出器２１の性能に影響を及ぼすものでは全くない。
【００３９】
導電性接着剤２１Ａの導通性は、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、これを良好に維持することが検出器２１の特性確保に大きく貢献する。本実施形態では、通電手段４０により導通性を良好に維持することができるため、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、導通性を確保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。
【００４０】
ここで、前記通電手段４０による通電実施を、毎日、ＰＥＴ撮像装置１の起動時に実施したところ、検出器２１の故障の発生（例えば、ガンマ線が検出されなかったり、ノイズが発生したりする等）を著しく低減することができた。図８は検出器２１の故障の発生と日数（数字は月を表す）との関係を示したグラフであり、半年間（６ヶ月間）、毎日、ＰＥＴ撮像装置１の起動時に通電実施を行ったところ、半年間の累積で検出器２１の故障発生を２個とすることができた。ここで、通電実施をしなかったＰＥＴ撮像装置１の例（通電非実施）と比較すると、通電実施をしなかったものは、半年間で２０個もの検出器２１の故障発生を生じており、本実施形態の通電手段４０による実施が検出器２１の性能維持に顕著な成果をあげていることが分かる。したがって、ＰＥＴ撮像装置１の信頼性を著しく向上することができる。
【００４１】
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）本実施形態では、ガンマ線（放射線）が入射したときに発生する電荷による電流よりも大きい電流が少なくとも導電性接着剤２１Ａに流れるようにするための通電手段４０を備えているので、通電手段４０により流れる大きい電流によって、導電性接着剤２１Ａの導電性粒子を再度結合したり、導電性接着剤２１Ａに形成された酸化膜を破壊したりすることができ、導電性接着剤２１Ａの導通性を安定化させることができる。
（２）保護回路３１を備えているので、通電手段４０により流れた電流から検出回路３０を保護することができ、導電性接着剤２１Ａの導通性の安定化と相俟って信頼性が高まる。
（３）コンデンサ２６の耐電圧を高める必要がなく、耐電圧の低いものをそのまま用いることができるので、保護回路３１を設けるという必要最小限の追加構成で、既存の検出回路３０を保護し、エネルギー分解能に優れた核医学診断装置が得られる。
（４）計測のための電圧印加前に通電手段４０による通電を行うことで、検出器２１の故障発生を効果的に抑制することができ、長期間にわたって放射線の検出性能を維持することができる。
（５）保護回路３１は、検出器２１の検出素子２１１の信号出力側（アノードＡ側）と接地側との間に介在する、ツェナーダイオード、開閉スイッチ、バリスタのいずれか、またはこれらの組み合わせを含んで構成されるので、保護回路３１を設けることが簡単にかつ安価に可能である。特に、数万から数十万個の検出素子２１１が用いられるＰＥＴ撮像装置１においては、高価な部品の追加が全体として大幅なコストアップを招くので、そのような事態に至ることのない本実施形態の核医学診断装置は有用である。
しかも、検出回路３０を大きく変えることなく、良好なエネルギー分解能を実現することができ、ユニット基板Ｕにおける配線構造等の変更も最小限の変更で済む。
（６）導電性接着剤２１Ａの導通性を維持することができるので、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のガンマ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。
（７）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、導電性接着剤２１Ａの導通性を維持することができるので、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逆方向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。
【００４２】
（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通電手段を実施形態２として説明する。本実施形態では、図９に示すように、通電手段として、高電圧電源４２の出力側に切替スイッチ４３が設けられており、前記した光源４１（図６参照）が不要となっている。
【００４３】
切替スイッチ４３は、検出器２１に対するバイアス電圧を逆方向あるいは順方向のいずれかに切り替える役割を果たすようになっており、ＰＥＴ撮像装置１の起動時に、順方向バイアス電圧を検出器２１にかけて、検出器２１にガンマ線が入射したときに流れる電流よりも大きい電流が検出器２１の導電性接着剤２１Ａに対して流れるようにしたものである。つまり、本実施形態では、検出器２１に大きな電流が流れるようにするための手段が前記実施形態１と異なっているだけであり、得られる作用効果は前記実施形態１と同様となっている。
【００４４】
次に、図９を参照してＰＥＴ撮像装置１（図１参照）を起動させる前の通電手段による作用を説明する。はじめに、ＰＥＴ撮像装置１を起動させる前に、図示しない操作盤等を操作することにより、高電圧電源４２の切替スイッチ４３を作動させて高電圧電源４２のマイナス側を検出器２１に接続させ、検出器２１に順方向バイアス電圧を印加する。この例では、約１０秒間、順方向バイアス電圧を印加した。なお、これらの操作は、予め設定された図示しないプログラムに沿って、通常の起動が行われる前に自動的に行われるように構成してもよい。
順方向バイアス電圧を印加すると、検出器２１の検出素子２１１では、ガンマ線が入射したときにより生じた電流よりも大きい電流が流れる。ちなみに、本実施形態においても、前記実施形態１とほぼ同様に、検出器２１の導電接着剤２１Ａに対して約１０マイクロアンペアの電流を流すことができた。
【００４５】
このような大きな電流が検出器２１に流れると、導電性接着剤２１Ａに含まれる導電性粒子が再度結合され、あるいは、導電性接着剤２１Ａに形成された酸化膜が破壊されるようになり、導通性の安定化が図られる。
【００４６】
一方、保護回路３１のツェナーダイオードの作用により抵抗２７における端子間電圧が低減され、コンデンサ２６の端子間電圧が耐電圧以下に保たれ、前記実施形態１と同様に検出回路３０が保護される。
【００４７】
本実施形態では、前記実施形態１で生じる効果（１）〜（７）を得ることができるとともに、さらに以下に記す効果を生じる。
（８）本実施形態では、高電圧電源４２から検出器２１に対して順方向バイアス電圧をかけるための切替スイッチ４３と保護回路３１とを設けるという必要最小限で安価な構成の追加で、エネルギー分解能に優れた核医学診断装置が得られる。
【００４８】
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１（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装置）およびガンマカメラにも本実施形態における発明の検出器２１および検出モジュール２０Ａ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、ガンマ線の入射位置（角度）を規制するコリメータを備える。また、ガンマカメラは、得られる機能画像が２次元的なものであり、かつ、ガンマ線の入射角度を規制するコリメータを備える。また、検出器２１をベッドＢの周囲を取り囲んで動かさないものとして記載したが、検出器２１をベッドＢの周囲で動かして放射線を検出して、計測空間１ａが開放しているものでもよい。
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。
【図面の簡単な説明】
【００４９】
【図１】本発明の実施形態１の核医学診断装置として好適であるＰＥＴ装置の構成を模式的に示した斜視図である。
【図２】ＰＥＴ撮像装置を模式的に示した斜視図である。
【図３】（ａ）は図２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。
【図４】（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）は検出器を基板に設置した状態を模式的に示した図である。
【図５】検出器をガンマ線の入射方向から見た拡大図である。
【図６】実施形態１の特徴的部分を示した回路図である。
【図７】（ａ）（ｂ）は光源の配置例を示す模式図である。
【図８】検出器の故障の発生と日数との関係を示したグラフである。
【図９】実施形態２の特徴的部分を示した回路図である。
【符号の説明】
【００５０】
１      ＰＥＴ撮像装置
１ａ    計測空間
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
２１１  検出素子（半導体素子）
２１Ａ  導電性接着剤
２２    導電部材
２３    導電部材
２８    アナログＡＳＩＣ
２９    デジタルＡＳＩＣ
３０    検出回路
３１    保護回路
４０    通電手段
４１    光源
４２    高電圧電源
Ａ      アノード
Ｃ      カソード
Ｈ      被検体
Ｕ      ユニット基板
【図１】
2007139479.tif 000003
【図２】
2007139479.tif 000004
【図３】
2007139479.tif 000005
【図４】
2007139479.tif 000006
【図５】
2007139479.tif 000007
【図６】
2007139479.tif 000008
【図７】
2007139479.tif 000009
【図８】
2007139479.tif 000010
【図９】
2007139479.tif 000011