JP2005265859A - 核医学診断装置 - Google Patents

Abstract

【課題】 半導体放射線検出器を冷却して、放射線の検出精度を向上させる。
【解決手段】 半導体放射線検出器２０を、熱伝導性基板２０Ａを介する熱伝導によって
冷却する。また、半導体放射線検出器２０を被包する断熱被覆体３０に充填または供給さ
れた冷却媒体によって半導体放射線検出器２０を冷却する。
【選択図】 図５

Description

本発明は、核医学診断装置に係り、特に半導体放射線検出器を用いた陽電子放出型断層撮影（Positron Emission Tomography）装置（以下、ＰＥＴ装置という）及び単光子放出型断層撮影（Single Photon Emission Tomography）装置（以下、ＳＰＥＣＴ装置という）等の核医学診断装置の一種に関する。

従来、γ線等の放射線を検出する放射線検出器としては、ＮａＩシンチレータを用いたものが知られている。ＮａＩシンチレータを備えるガンマカメラ（核医学診断装置の一種）において、放射線（γ線）は、多数枚のコリメータによって制限された角度でシンチレータに入射し、ＮａＩの結晶と相互作用を起こ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を挟み、光電子増倍管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に取り付けられた計測回路で整形され出力コネクタから外部のデータ収集系へと送られる。なお、これらシンチレータ、ライトガイド、光電子増倍管、計測回路、計測回路固定ボード等は全体が遮光シールドケースに収納され、外部の放射線以外の電磁波を遮断している。

一般にシンチレータを用いたガンマカメラでは、１枚の大きなＮａＩ等の結晶の後に大きな光電子増倍管（フォトマルともいう）を置く構造としているため、位置分解能は数ｍｍ〜１０数ｍｍ程度のレベルに留まる。また、シンチレータは放射線から可視光、可視光から電子と多段階の変換を経て検出を行うため、エネルギ分解能が悪いという問題点を持つ。そのため、散乱線の混入などにより、γ線を放出する真の位置情報をあらわす信号に対しするＳ／Ｎ比が低下し、画質の劣化、もしくは、撮像時間の増加が課題として挙げられている。ちなみに、ＰＥＴ装置（陽電子放出型断層写真撮影装置）では、５〜６ｍｍ、ハイエンドのＰＥＴ装置で４ｍｍ程度の位置分解能のものがあるが、同様にＳ／Ｎ比に起因する問題点を含んでいる。

このようなシンチレータとは異なる原理で放射線を検出する放射線検出器として、ＣｄＴｅ（テルル化カドミウム）、ＴｌＢｒ（臭化タリウム）、ＧａＡｓ（砒化ガリウム）等の半導体材料を用いた半導体放射線検出素子を備えた半導体放射線検出器がある。
この半導体放射線検出器は、半導体放射線検出素子が、放射線と半導体材料との相互作用で生じた電荷を電気信号に変換するため、シンチレータよりも電気信号への変換効率がよく、エネルギー分解能が優れているため、注目されている。
特開２０００−２４１５５５号公報（段落番号［００１９］、図１） 特開平７−５０４２８号公報（第２頁、図３）

エネルギ分解能が優れていることは、真の位置情報を示す放射線検出信号のＳ／Ｎ比が向上する、すなわち検出精度が向上することを意味し、画像のコントラスト向上、撮像時間の短縮など様々な効果が期待できる。
複数の半導体放射線検出器の稠密配置、半導体放射線検出器の出力信号を処理する信号処理装置等の集積化により、半導体放射線検出器は、高い温度環境下で使用される。半導体放射線検出器のエネルギー分解能は、温度上昇と共にリーク電流の増加によって劣化する。

本発明は、画像のコントラストを向上でき、コンパクトな核医学診断装置を提供することを目的とする。

本発明は、収納部材、収納部材内に配置された複数の半導体放射線検出器、及び複数の半導体放射線検出器のそれぞれが出力する放射線検出信号を処理する集積回路を含み、支持部材に着脱自在に取り付けられた複数の検出器ユニットを備え、半導体放射線検出器を冷却する冷却装置を、前記検出器ユニット毎に設けたことにある。
本発明は、検出器ユニット毎に冷却装置を設けているため、それぞれの冷却装置を小型化することができ、核医学診断装置をコンパクト化することができる。検出器ユニット毎に冷却装置を設けていることは、半導体放射線検出器の冷却効率を向上させる。
核医学診断装置に設けられた半導体放射線検出器を冷却することによって、ノイズの低減（リーク電流の低減）、発生電荷の移動度の向上、及び発生電荷の寿命の増加を図ることができ、放射線の検出精度を向上できる。このような放射線の検出精度の向上は、得られる画像のコントラストを向上できる。このため、被検体の異常部位（例えば、悪性腫瘍）の診断精度を向上できる。なお、従来例と同程度の画質ならば、実効的な感度の向上により、撮像時間を短縮できるようになる。
好ましくは、冷却装置は収納部内に冷却媒体の流れを形成させる構成を有し、収納部内では、集積回路は、冷却媒体の流れ方向で複数の放射線検出器よりも下流側に配置されている。冷却媒体が発熱量の大きな集積回路よりも先に半導体放射線検出器に接するため、半導体放射線検出器の冷却効率が増大する。また、半導体放射線検出器を冷却した冷却媒体によって集積回路を冷却することができる。
好ましくは、ユニット基板に含まれる基板部材に冷却装置を設置することが望ましい。半導体放射線検出器は、基板部材を介して冷却装置により冷却される。基板部材が熱伝導部材を含むことによって半導体放射線検出器の冷却効率がより増大する。
前記冷却装置は前記基板部材に設けられて前記基板部材を介して前記半導体放射線検出器を冷却する

好ましくは、集積回路を冷却する他の冷却装置を収納部材内に設けると良い。
好ましくは、複数の放射線検出器を覆う密閉部材を、ユニット基板に設け、密閉部材に囲まれた空間内に冷却媒体を供給する冷却装置を設けるとよい。密閉部材内のより狭い空間に冷却媒体が供給されるので、半導体放射線検出器の冷却効率がより向上する。

本発明によれば、半導体放射線検出器を冷却することができるため、放射線の検出精度の向上を図ることができる。これにより、例えば、核医学診断装置において画像のコントラストが向上し、鮮明な画像を得ることができる。
また、それぞれの冷却装置を小型化することができ、核医学診断装置をコンパクト化することができる。

次に、本発明の好適な実施形態１及び実施形態２の核医学診断装置について、適宜図面を参照しながら詳細に説明する。なお、以下において、実施形態１及び２の核医学診断装置の説明、及び半導体放射線検出器、集積回路等の説明を行う。なお、アナログＡＳＩＣは、アナログ信号を処理する、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。

［実施形態１］
核医学診断装置
まず、実施形態１の核医学診断装置（放射線医学診断装置）を説明する。図１に示すように、核医学診断装置としてのＰＥＴ装置１は、カメラ（撮像装置）１１、データ処理装置１２、表示装置１３等を含んで構成されている。被検者は、ベッド１４に載せられてカメラ１１で撮影されるようになっている。カメラ１１は、多数の半導体放射線検出器２１を内蔵しており、被検者の体内から放出されるγ線を半導体放射線検出器（以下、単に検出器という）２１で検出する。カメラ１１は、そのγ線の波高値、検出時刻を計測するための集積回路（ＡＳＩＣ）を備え、検出した放射線（γ線）の波高値や検出時刻を測定するようになっている。データ処理装置１２は、記憶装置、同時計測装置１２Ａ（図２参照）及び断層像情報作成装置１２Ｂ（図２参照）を有する。データ処理装置１２は、検出したγ線の波高値、検出時刻のデータ及び検出器（チャンネル）ＩＤを含むパケットデータを取り込む。同時計測装置１２Ａは、本パケットデータ、特に検出時刻のデータ及び検出器ＩＤに基づいて同時計測を行い、５１１ＫｅＶのγ線の検出位置を特定し記憶装置に記憶する。断層像情報作成装置１２Ｂは、この特定した位置に基づいて機能画像を作成して、表示装置１３に表示する。

図２に示すように、カメラ１１の内部は、被検者から放出されるγ線を検出するため、検出器２１を多数備えた結合基板２０を複数収納した検出器ユニット２が、円周状に多数配置されている。被検者は、ベッド１４の上に横になり、カメラ１１の中心部に位置される。このとき、各検出器はベッド１４の周囲を取り囲んでいる。検出器ユニット２からは、検出器２１がγ線と相互作用を起こした際の検出信号に基づいて得られたγ線の波高値情報及びγ線検出の時刻情報、及び検出器２１のアドレス情報（検出器ＩＤ）が、検出器ユニット２に含まれる各検出器２１ごとに出力されるようになっている。検出器２１、結合基板２０及び検出器ユニット２の構成は、後に詳しく説明する。ちなみに、被検者は、放射性薬剤、例えば、半減期が１１０分の１８Ｆを含んだフルオロ・ディオキシ・グルコース（ＦＤＧ）を投与される。被検者の体内からは、ＦＤＧから放出された陽電子の消滅時にγ線（消滅γ線）が放出される。
以下、本実施形態の特徴部分の説明を行う。

≪半導体放射線検出器≫
検出器２１は、図３に示すように、板状の半導体材料Ｓからなる半導体放射線検出素子（以下、検出素子という）２１１の両面を薄板状（膜状）の電極（アノードＡ、カソードＣ）で覆った構成をしている（最小構成）。このうち、半導体材料Ｓは、前記したＣｄＴｅ（テルル化カドミウム）、ＴｌＢｒ（臭化タリウム）、ＧａＡｓ（砒化ガリウム）等のいずれかの単結晶で構成されている。また、電極（アノードＡ、カソードＣ）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。なお、以下の説明では、半導体材料ＳがＣｄＴｅの単結晶をスライスしたものであるとする。また、検出する放射線は、ＰＥＴ装置で用いる５１１ＫｅＶのγ線であるとする。

検出器２１によるγ線の検出原理の概略を、図３により説明する。検出器２１にγ線が入射して、γ線と検出器２１を構成する半導体材料Ｓとが相互作用を及ぼすと、図中に「＋」と「−」で模式的に示している正孔（hole）及び電子（electron）は、対になってγ線が持つエネルギに比例した量だけ生成される。ここで、検出器２１のアノード（陽極）Ａとカソード（陰極）Ｃの電極間には、電荷収集用の電圧がかけられている（例えば３００Ｖ）。このため、正孔はカソードＣに引き寄せられて移動し、電子はアノードＡに引き寄せられて移動する。

図４に示されるように、検出器２１は、カソードＣとアノードＡに挟まれて５層に積層された半導体材料Ｓ（検出素子２１１）を有する。そして、半導体材料Ｓの１層１層がそれぞれ厚さｔ（０．２〜２ｍｍ（より好ましくは０．５〜１．５ｍｍ））を有する単層の検出器２１である。アノードＡ及びカソードＣの厚みはそれぞれ約２０ミクロンである。
ちなみに、この図４で示される積層構造の検出器２１は、アノードＡ同士、カソードＣ同士が共通で接続されていることから、各層それぞれが他の層とは独立に放射線を検出する構成ではない。換言すると、γ線と半導体材料Ｓとが相互作用を起こした場合、最上層で起こしたのか、最下層で起こしたのか等を判別しない構成である。もちろん、各層ごとに検出するような構成とすることもできる。ちなみに、このように５層構造としているのは、半導体材料Ｓの厚さｔを薄くした方が、波高値の上昇速度も、発生電荷の収集高率もよくなるが、厚さｔが薄いと素通りをしてしまうγ線が多くなることから、電荷の収集効率を高めつつ、素通りをしてしまうγ線の量を少なくして、半導体材料Ｓとγ線との相互作用を増やすためである（カウント数を増やすためである）。
このような積層構造の検出器２１の構成とすることで、より良好な波高値の上昇速度（立ち上がり）とより正確な波高値が得られると共に、半導体材料Ｓと相互作用を及ぼすγ線の数（カウント数）を増やすこと（感度を上昇させること）もできる。

なお、以上の説明では、γ線と相互作用を及ぼす半導体材料ＳをＣｄＴｅとしたが、半導体材料ＳがＴｌＢｒやＧａＡｓ等であってもよいのはいうまでもない。また、積層構造や上層・下層の語を用いたが、この語は、図４を基準にしてのものであり、見る方向を９０℃横にした場合は、積層構造は例えば並列構造、上下は例えば左右というように読み替えられるものである。また、γ線が入射する方向が、図５の上方・下方、左方・右方であってもよい。換言すれば、検出器２１は、複数（例えば５つ）の半導体材料Ｓが相互間にカソードＣとアノードＡとを交互に挟んで並列に配置した構造を有する。

≪検出器ユニット≫
カメラ１１の内部に配置される各検出器ユニット２は、図５に示すとおり、１２枚の結合基板２０を収納部材である断熱性被覆体（枠体）３０内に収納して構成される（１２基板ユニット）。ちなみに、ＰＥＴ装置１のカメラ１１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た構成をしており（図２参照）、保守点検が容易なようにされている。

≪結合基板；検出器基板とＡＳＩＣ基板≫
検出器ユニット２（図５）内に設置される結合基板（検出器基板・ＡＳＩＣ基板）２０の詳細構造を、図６を用いて説明する。結合基板（半導体放射線検出装置）２０は、複数の検出器２１が設置された検出器基板（第１の基板）２０Ａ、及びコンデンサ２２、抵抗２３、アナログＡＳＩＣ２４、アナログ／デジタル変換器（以下、ＡＤＣという）２５及びデジタルＡＳＩＣ２６が設置されたＡＳＩＣ基板（第２の基板）２０Ｂを有する。

（検出器基板）
図６を参照して、検出器２１を設置した検出器基板２０Ａを説明する。図６（ａ）に示されるように、検出器基板２０Ａは、基板本体２０ａの片面上に、複数の検出器２１を格子状に配列して設置（実装）している（一列１６個の検出器２１が４列＝横１６個×縦４個の合計６４個）。カメラ１１の半径方向において、検出器２１は基板本体２０ａに４列配置される。なお、上記した横１６個の検出器２１は、カメラ１１の軸方向、すなわちベッド１４の長手方向に配置される。また、図６（ｂ）に示されるように、検出器基板２０Ａの両面に半導体放射線検出器２１が設置されているので、１つの検出器基板２０Ａには、合計１２８個の検出器２１が設置されていることになる。ここで、設置する検出器２１の数が多くなるほどγ線を検出し易くなり、かつγ線検出の際の位置精度を高めることできる。このため、検出器２１は、極力密に検出器基板２０Ａ上に設置される。ちなみに、図６（ａ）において、ベッド１４上の被検者から放出されたγ線が、図面の下方から上方（矢印３２の方向、すなわち、カメラ１１の半径方向）に進行する場合、検出器基板２０Ａにおける左右方向の検出器２１の配置を密にした方が、素通りするγ線の数（検出器２１同士の隙間を通過するγ線の数）を減らすことができるので好ましい。これは、γ線の検出効率を高めることになり、得られる画像の空間分解能を高めることができる。

なお、本実施形態の検出器基板２０Ａは、図６（ｂ）に示されるように、検出器２１を基板本体２０ａの両面に設置しているので、片面にしか設置しない場合よりも、基板本体２０ａを両面搭載により共有化できる。このため、基板本体２０ａの数を半減することができ、周方向により密に検出器２１を配置することができる。併せて、上記のように、検出器基板２０Ａ（結合基板２０）の枚数を半分に減らせるので、結合基板２０を後記する筐体３０（図５参照）に装着する作業等の手間が省けるというメリットもある。
上記説明では、横１６個の検出器２１は、カメラ１１の軸方向に配置される構造としたが、それに限定されない。例えば、横１６個の検出器２１を、カメラ１１の周方向に配置する構造としてもよい。

図６（ｃ）に示されるように、各検出器２１は、前述した薄板状の半導体材料Ｓ（検出素子２１１）の単結晶を積層した積層構造をしている。この点の構成や作用は図６を参照して既に説明したとおりであるが、ここで補足的に説明する。検出器２１は、前記したとおりアノードＡとカソードＣが設けられており、アノードＡとカソードＣの間には、電荷収集のために、例えば３００Ｖの電位差（電圧）が設定されている。この電圧は、ＡＳＩＣ基板２０Ｂ側からコネクタＣ１（図６（ａ））を介して検出器基板２０Ａ側へ供給される。また、各検出器２１が検出した信号は、コネクタＣ１を介してＡＳＩＣ基板２０Ｂ側へ供給される。このため、検出器基板２０Ａの基板本体２０ａ内には、コネクタＣ１と各検出器２１を接続する図示しない基板内配線（電荷収集用・信号授受用）が設けられている。なお、この基板内配線は多層構造をしている。本実施形態では、検出器２１の各検出素子２１１は基板本体２０ａに並行に配置される。しかし、各検出素子２１１が基板本体２０ａに対して垂直になるように検出器２１を設けてもよい。

（ＡＳＩＣ基板）
次に、ＡＳＩＣを搭載したＡＳＩＣ基板２０Ｂを説明する。図６（ａ）に示すように、ＡＳＩＣ基板２０Ｂは、基板本体２０ｂの片面に、２個のアナログＡＳＩＣ２４と１個のデジタルＡＳＩＣ２６を設置している。また、図６（ｂ）に示すように、アナログＡＳＩＣ２４が基板本体２０ｂの両面に設置されているので、１つのＡＳＩＣ基板２０Ｂは合計４個のアナログＡＳＩＣ２４を有する。また、ＡＳＩＣ基板２０Ｂは、基板本体２０ｂの片面で８個（＝４個×２）、その両面で１６個設置されたＡＤＣ２５を有する。また、１つの基板本体２０ｂの両面には、コンデンサ２２及び抵抗２３が検出器２１の数に対応した数だけ設置されている。また、これらの、コンデンサ２２、抵抗２３、アナログＡＳＩＣ２４、ＡＤＣ２５、デジタルＡＳＩＣ２６を電気的に接続するため、ＡＳＩＣ基板２０Ｂ（基板本体２０ｂ）内には、前記した検出器基板２０Ａと同様に図示しない基板内配線が設けられている。この基板内配線も積層構造を形成している。

これらの各素子２２，２３，２４，２５，２６の配列（基板内配線）は、検出器基板２０Ａから供給された信号が、コンデンサ２２、アナログＡＳＩＣ２４、ＡＤＣ２５、デジタルＡＳＩＣ２６の順に供給されるようになっている。
なお、ＡＳＩＣ基板２０Ｂは、各コンデンサ２２に接続される基板内配線にそれぞれ接続されて検出器基板２０Ａとの電気的接続を行うコネクタ（スパイラルコンタクト）Ｃ１と、データ処理装置側との電気的接続を行う基板コネクタＣ２とを有している。ちなみに、前記した検出器基板２０Ａも各検出器２１にそれぞれ接続される基板内配線と接続しているコネクタＣ１を有している。

（検出器基板とＡＳＩＣ基板の接続構造）
検出器基板２０ＡとＡＳＩＣ基板２０Ｂとの接続構造を説明する。
検出器基板２０ＡとＡＳＩＣ基板２０Ｂとは、その端面（端部）同士を突き合わせて接続するのではなく、図６（ｂ）に示すように、端部近傍に重なり合うオーバラップ部分を設けてこれらのオーバラップ部分に存在するコネクタＣ１同士を接続する。この接続は、締結用のネジ等により着脱自在（分離・接続自在）に行われる。このような接続を行うのは次の理由による。即ち、検出器基板２０ＡとＡＳＩＣ基板２０Ｂとが接続（結合）された結合基板２０を、水平方向に片端支持（片持ち支持）や両端支持すると、結合基板２０の中央部（接続部分）には、該結合基板２０を下方に撓ませたり曲げたりする力が作用する。ここで、接続部分が端面同士を突き合わせたものである場合は、接続部分が撓み易かったり折れ曲がり易かったりするので好ましくない。

この点を踏まえて、本実施形態では、検出器基板２０ＡとＡＳＩＣ基板２０Ｂとを、端面同士を付き合せて接続するのではなく、前記したように端部近傍を重なり合うようしてオーバラップ部を設けて接続している。このため、端面同士を突き合わせて接続するのに比べて撓みや曲げに対するタフネスさが向上するので好ましい。なお、結合基板の、撓みや曲げに対するタフネスさが向上すると、例えば検出器２１の位置ずれが抑制されてγ線の発生位置を特定する精度の低下が防止される。ちなみに、図２に示すように、ＰＥＴ装置１のカメラ１１には、図６に示す結合基板２０を備える検出器ユニット２がドーナツ状に多数配置されるため、図２を基準にした水平方向に相当する３時の方向や９時の方向に
位置する結合基板２０は撓んだり曲がったりし易くなる。このため、結合基板２０の撓みや曲げに対するタフネスさが重要になる。

検出器基板２０ＡとＡＳＩＣ基板２０Ｂとは、前記したオーバラップ部分を利用して電気的に接続される。このため、図６（ｂ）に示す検出器基板２０Ａ及びＡＳＩＣ基板２０Ｂのそれぞれのオーバラップ部分には、両基板２０Ａ，２０Ｂの基板内配線を電気的に接続する接続子（コネクタ）Ｃ１（図６（ａ））が設けられる。コネクタＣ１としては、電気的な接続を良好にするため、例えばスパイラルコンタクト（Ｒ）が使用される。スパイラルコンタクト（Ｒ）は、螺旋状の接触子にボール状の接続端子が広い面積で接触して良好な電気的な接続が図られるという特性を有する。なお、ボール状の接続端子がＡＳＩＣ基板２０Ｂ側に設けられる場合は、螺旋状の接触子は検出器基板２０Ａ側に設けられ、ボール状の接続端子が検出器基板２０Ａ側に設けられる場合は、螺旋状の接触子はＡＳＩＣ基板２０Ｂ側に設けられる。
このような、検出器基板２０ＡとＡＳＩＣ基板２０Ｂとの電気的な接続構造を用いることで、信号を検出器基板２０ＡからＡＳＩＣ基板２０Ｂへと、低損失で伝送することができる。ちなみに、損失が少なくなると、例えば検出器２１としてのエネルギ分解能が向上する。

また、前記したように、検出器基板２０ＡとＡＳＩＣ基板２０Ｂとの接続は、ネジ等による着脱自在な接続となっている。このため、例えば、半導体放射線検出器２１やＡＳＩＣ２４，２６に不具合が生じた場合でも、不具合のある部分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、結合基板２０全体を取り替えるといったようなムダを無くすことができる。なお、検出器基板２０ＡとＡＳＩＣ基板２０Ｂとの電気的接続は、前記したスパイラルコンタクト（Ｒ）のようなコネクタＣ１によって行われることから、基板同士の接続・接続の解除（結合・結合の解除）は容易である。

前記の構成は、ＡＳＩＣ基板２０Ｂに１つの検出器基板２０Ａを接続しているが、検出器基板を複数に分割してもよい。例えば、横方向に８個、縦方向に４個の検出器２１を１つの基板実装とし、２枚の検出器基板をＡＳＩＣ基板に接続する構成でもよい。本構成では、１つの検出器２１が故障した場合に２枚の内の故障した検出器を搭載している検出器基板だけを交換すればよく、保守時の無駄な作業の低減（コストダウン）が図れる。

本実施形態では、検出器２１のみならずアナログＡＳＩＣ２４及びデジタルＡＳＩＣ２６が１つの結合基板２０に含まれているため、検出器２１、アナログＡＳＩＣ２４及びデジタルＡＳＩＣ２６を、ベッド１４の長手方向、すなわち、検査を受ける被検者の体軸と直交する方向に配置できるため、カメラ（撮像装置）１１のベッド長手方向における長さを必要以上に長くしなくても済む。アナログＡＳＩＣ２４及びデジタルＡＳＩＣ２６を環状に配置された検出器群の、半径方向の外側でベッド１４の長手方向に配置することも考えられるが、カメラ１１のベッド長手方向における長さが必要以上に長くなる。また、検出器２１として半導体放射線検出器を用い、信号処理装置としてアナログＡＳＩＣ２４及びデジタルＡＳＩＣ２６を用いているため、結合基板２０の長手方向の長さが短縮され、シンチレータを用いた場合に比べてカメラ１１の上記直交方向における長さを著しく小さくできる。更には、結合基板２０は、その長手方向に検出器２１、アナログＡＳＩＣ２４及びデジタルＡＳＩＣ２６を順次配置しているため、これらを接続する配線の長さを短くでき、基板における配線が単純化される。

（素子の配置レイアウト）
次に、結合基板２０における検出器２１やＡＳＩＣ２４，２６等の素子の配置レイアウトを、図６及び図８を参照して説明する。

図６に示すように、検出器２１は、図示しない電気配線により、コネクタＣ１、コンデンサ２２を介してアナログＡＳＩＣ２４と接続されている。抵抗２３は、図１８に示すように、コネクタＣ１とコンデンサ２２を接続する配線に接続されている。検出器２１で検出されたγ線の検出信号は、その電気配線を介して、コンデンサ２２を通り、アナログＡＳＩＣ２４で処理されるようになっている。また、アナログＡＳＩＣ２４で処理された信号は、ＡＤＣ２５及びデジタルＡＳＩＣ２６で処理されるようになっている。

ここで、回路の長さや配線の長さ（距離）は、これが短い方が、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、本実施形態では、カメラ１１の半径方向においてカメラ１１の中心軸から外側に向かって、図６（ａ）に示すように、検出器２１、コンデンサ２２、抵抗２３、アナログＡＳＩＣ２４、ＡＤＣ２５、デジタルＡＳＩＣ２６の順に各素子２１，２２，２３，２４，２５，２６を配置（レイアウト）している。つまり、カメラ１１の中心軸から外側に向かって、「検出器、アナログの集積回路、ＡＤ変換器、デジタルの集積回路の順になるように基板上に配置され、かつこの順に配線」している。このため、検出器２１で検出された微弱な信号を、配線の長さ（距離）を短くしてアナログＡＳＩＣ２４に伝送することができる。

なお、アナログＡＳＩＣ２４で信号が増幅される等の処理が行われているので、アナログＡＳＩＣ２４以降の配線の長さが長くともノイズの影響は受けにくい。つまり、ノイズの点を考えれば、アナログＡＳＩＣ２４以降の配線の長さが長くとも支障はない。ただし、配線の長さが長いと信号伝達が遅延するので、前記したとおり検出時間の正確性は損なわれる可能性はある。
本実施形態では、検出器２１のみならずアナログＡＳＩＣ２４及びデジタルＡＳＩＣ２６が１つの結合基板２０に含まれているため、検出器２１、アナログＡＳＩＣ２４及びデジタルＡＳＩＣ２６を、ベッド１４の長手方向、すなわち、検査を受ける被検者の体軸と直交する方向に配置できるため、カメラ（撮像装置）１１のベッド長手方向における長さを必要以上に長くしなくても済む。アナログＡＳＩＣ２４及びデジタルＡＳＩＣ２６を環状に配置された検出器群の、半径方向の外側でベッド１４の長手方向に配置することも考えられるが、カメラ１１のベッド長手方向における長さが必要以上に長くなる。また、検出器２１として半導体放射線検出器を用い、信号処理装置としてアナログＡＳＩＣ２４及びデジタルＡＳＩＣ２６を用いているため、結合基板２０の長手方向の長さが短縮され、シンチレータを用いた場合に比べてカメラ１１の上記直交方向における長さを著しく小さくできる。更には、結合基板２０は、その長手方向に検出器２１、アナログＡＳＩＣ２４及びデジタルＡＳＩＣ２６を順次配置しているため、これらを接続する配線の長さを短くでき、基板における配線が単純化される。

ここで、本実施形態では、１個のアナログＡＳＩＣ２４は、それぞれ３２個の検出器２１と接続されており、検出器２１から得られる信号を処理する。図１８、図１９に示すように、１個のアナログＡＳＩＣ２４は、スロー系とファースト系とを有するアナログ信号処理回路（アナログ信号処理装置）１３３を３２組備えている。アナログ信号処理回路１３３は検出器２１ごとに設けられ、１つのアナログ信号処理回路１３３は１つの検出器２１に接続される。ここで、ファースト系は、γ線の検出時刻を特定するためのタイミング信号を出力するタイミングピックオフ回路２４ａを有している。タイミングピックオフ回
路２４ａはチャージアンプ（前置増幅器）２４ｂの出力端に接続される。また、スロー系は、検出したγ線の波高値を求めることを目的として、チャージアンプ２４ｂ、極性アンプ（線形増幅器）２４ｃ、バンドパスフィルタ（波形整形装置）２４ｄ、ピークホールド回路（波高値保持装置）２４ｅがこの順序に接続されて設けられている。ちなみに、スロー系は、波高値を求めるためにはある程度の処理の時間を要することから「スロー」という名前が付いている。検出器２１から出力されてコンデンサ２２及び抵抗２３を通過したγ線検出信号は、チャージアンプ２４ｂ、極性アンプ２４ｃで増幅される。増幅されたγ線検出信号はバンドパスフィルタ２４ｄを経てピークホールド回路２４ｅに入力される。
ピークホールド回路２４ｅは、検出信号の最大値、つまり検出したγ線のエネルギーに比例したγ線検出信号の波高値を保持する。１個のアナログＡＳＩＣ２４は３２組のアナログ信号処理回路１３３をＬＳＩ化したものである。
なお、コンデンサ２２及び抵抗２３をアナログＡＳＩＣ２４の内部に設けることもできるが、適切なコンデンサ容量や適切な抵抗値を得るため、及び、アナログＡＳＩＣ２４の大きさを小さくする等の理由から、本実施形態では、コンデンサ２２及び抵抗２３はアナログＡＳＩＣ２４の外に配置されている。ちなみに、コンデンサ２２及び抵抗２３は、外部に設けた方が、個々のコンデンサ容量や抵抗値のバラツキが少ないとされている。

図１８に示すアナログＡＳＩＣ２４について、本実施形態では、このアナログＡＳＩＣ２４のスロー系の出力は、ＡＤＣ（アナログ・デジタル変換器）２５に供給されるようになっている。さらに、アナログＡＳＩＣ２４のファースト系の出力は、デジタルＡＳＩＣ２６に供給されるようになっている。

アナログＡＳＩＣ２４と各ＡＤＣ２５は、８ｃｈ分のスロー系の信号を纏めて送信する１本の配線でそれぞれ接続されている。また、各アナログＡＳＩＣ２４とデジタルＡＳＩＣ２６は、３２ｃｈのファースト系の信号を１つ１つ送信する３２本の配線で接続されている。つまり、１個のデジタルＡＳＩＣ２６は、４個のアナログＡＳＩＣ２４と合計１２８本の配線で接続されている。

なお、アナログＡＳＩＣ２４から出力されるスロー系の出力信号は、アナログの波高値である。また、アナログＡＳＩＣ２４からデジタルＡＳＩＣに出力されるファースト系の出力信号は、検出時刻に対応したタイミングを示すタイミング信号である。このうちスロー系の出力である波高値は、アナログＡＳＩＣ２４とＡＤＣ２５とを接続する配線によりＡＤＣ２５に入力され、ＡＤＣ２５によりデジタル信号に変換される。ＡＤＣ２５では、例えば波高値を８ビット（０〜２５５）のデジタルの波高値に変換する（ex.５１１ＫｅＶ→２５５）。また、スロー系の出力であるタイミング信号は、前記したアナログＡＳＩＣ２４とデジタルＡＳＩＣ２６とを接続する配線によりデジタルＡＳＩＣ２６に供給される。

ＡＤＣ２５は、デジタル化して８ビットの波高値情報をデジタルＡＳＩＣ２６に送信す
る。このため、各ＡＤＣ２５とデジタルＡＳＩＣ２６とは配線で接続されている。ちなみに、デジタルＡＳＩＣ２６は、ＡＤＣ２５が両面で１６個あることから、合計１６本の配線でＡＤＣ２５と接続されている。１個のＡＤＣ２５は、８ｃｈ分の信号（検出素子８個分の信号）を処理する。なお、ＡＤＣ２５は、デジタルＡＳＩＣ２６と、ＡＤＣ制御信号伝送用の１本の配線、及び波高値情報伝送用の１本の配線で接続される。

デジタルＡＳＩＣ２６は、図１９に示すように、８個の時刻決定回路（時刻情報生成装置）１３５及び１個のＡＤＣ制御回路（ＡＤＣ制御装置）１３６を含む複数のパケットデータ生成装置１３４、及びデータ転送回路（データ送信装置）１３７を有しており、これらをＬＳＩ化したものである。ＰＥＴ装置に設けられた全てのデジタルＡＳＩＣ２６は、図示されていない５００ＭＨｚのクロック発生装置（水晶発振器）からのクロック信号を受け、同期して動作している。各デジタルＡＳＩＣ２６に入力されたクロック信号は、全パケットデータ生成装置１３４内のそれぞれの時刻決定回路１３５に入力される。時刻決定回路１３５は、検出器２１毎に設けられ、該当するアナログ信号処理回路１３３のタイミングピックオフ回路２４ａからタイミング信号を入力する。時刻決定回路１３５はタイミング信号を入力した時のクロック信号に基づいてγ線の検出時刻を決定する。タイミング信号は、アナログＡＳＩＣ２４のファースト系の信号に基づくものであるので、真の検出時刻に近い時刻を検出時刻（時刻情報）とすることができる。ＡＤＣ制御回路１３６は、時刻決定回路１３５から、γ線を検出したタイミング信号を受けその検出器ＩＤを特定する。すなわち、ＡＤＣ制御回路１３６は、ＡＤＣ制御回路１３６に接続される各時刻決定回路１３５に対する検出器ＩＤを記憶しており、ある時刻決定回路１３５から時刻情報を入力したとき、その時刻決定回路１３５に対応する検出器ＩＤを特定できる。これは、時刻決定回路１３５が検出器２１ごとに設けられているために可能となる。さらに、ＡＤＣ制御回路１３６は、時刻情報を入力した後、検出器ＩＤ情報を含むＡＤＣ制御信号をＡＤＣ２５に出力する。ＡＤＣ２５は、その検出器ＩＤに対応するアナログ信号処理回路１３３のピークホールド回路２４ｅから出力された波高値情報を、デジタル信号に変換して出力する。この波高値情報は、ＡＤＣ制御回路１３６に入力される。ＡＤＣ制御回路１３６は、時刻情報及び検出器ＩＤに波高値情報を付加してパケットデータを生成する。ＡＤＣ制御回路１３６は、ＡＤＣ２５を制御するＡＤＣ制御装置と、検出器ＩＤ情報（検出器位置情報）、前記時刻情報及び波高値情報を統合する情報統合装置との機能を有する。情報統合装置はそれらの３つの情報を含むデジタル情報である統合情報（パケット情報）を出力する。各パケットデータ生成装置１３４のＡＤＣ制御回路１３６から出力されたパケットデータ（検出器ＩＤ、時刻情報及び波高値情報を含む）は、データ転送回路１３７入力される。
データ転送回路１３７、各パケットデータ生成装置１３４のＡＤＣ制御回路１３６から出力されたデジタル情報であるパケットデータを、例えば定期的に、１２枚の結合基板２０を収めている検出器ユニット２（図１０、図１１）の筐体３０に１個設けられているユニット統合用の集積回路（ユニット統合ＦＰＧＡ（Field Programmable Gate allay））１３１に送信する。ユニット統合ＦＰＧＡ（以下、ＦＰＧＡという）１３１は、それらのデジタル情報をコネクタ１３８に接続された情報伝送用配線を介してデーター処理装置１２に送信する。
本実施形態は、ＡＤＣ２５が、ＡＤＣ制御回路１３６から出力される制御信号に含まれる検出器ＩＤ情報に対応するピークホールド回路２４ｅから出力された波高値情報を、デジタル信号に変換するため、１つのアナログＡＳＩＣ２４内の複数のアナログ信号処理回路１３３に対して１つのＡＤＣ２５を設けている。従って、１つのアナログ信号処理回路１３３に対して１つづつＡＤＣ２５を設ける必要がなく、ＡＳＩＣ基板２０Ｂの回路構成を著しく単純化できる。統合情報を生成する情報統合装置も、１つのアナログＡＳＩＣ２４内の複数のアナログ信号処理回路１３３に対して１つ設ければよく、デジタルＡＳＩＣ２６の回路構成が単純化できる。また、検出器ＩＤを特定するＡＤＣ制御装置も１つのアナログＡＳＩＣ２４内の複数のアナログ信号処理回路１３３に対して１つでよく、デジタルＡＳＩＣ２６の回路構成が単純化できる。

こうして、デジタルＡＳＩＣ２６から出力された、（１）波高値情報、（２）決定した時刻情報、及び（３）検出器２１の１個１個を一意に識別する検出器ＩＤを含むパケットデータは、情報伝送用配線を介して後段のデータ処理装置１２（図１参照）に送信される。データ処理装置１２の同時計測装置１２Ａは、デジタルＡＳＩＣ２６から送信されたパケットデータを基に、同時計測処理（設定時間の時間窓で所定エネルギのγ線を２個検出したときは、これらのγ線を、１つの陽電子の消滅により発生した一対のγ線とみなす処理）を行って、同時計測したその一対のγ線を一個として計数し、その一対のγ線を検出した２つの検出器２１の位置をそれらの検出器ＩＤより特定する。データ処理装置１２は、前述の時間窓内で検出されたγ線検出信号が３つ以上ある（γ線を検出した検出器２１が３つ以上ある）場合に、それらのγ線検出信号の波高値情報等を用いて３つ以上ある検出器２１のうち最初にγ線が入射された２つの検出器２１を特定する。特定された一対の検出器２１が同時計測されて１つの計数値が生成される。また、データ処理装置１２の断層像情報作成装置１２Ｂは、同時計測で得た計数値及び検出器２１の位置情報を用いて、放射性薬剤の集積位置、すなわち悪性腫瘍位置での被検者の断層像情報を作成する。この断層像情報は表示装置１３に表示される。上記のデジタル情報、同時計測で得た計数値及び検出器２１の位置情報、及び断層像情報等の情報は、データ処理装置１２の記憶装置に記憶される。

ちなみに、前記した説明では、検出器２１を設置する基板本体２０ａ（検出器基板２０Ａ）と、ＡＳＩＣ２４，２６を設置する基板本体２０ｂ（ＡＳＩＣ基板２０Ｂ）とが別の基板になっている。このため、例えば、両ＡＳＩＣをＢＧＡ（Ball Grid Allay）を介して基板にリフローでハンダ付けする際に、ＡＳＩＣ基板だけをハンダ付け処理できるので、半導体放射線検出器２１を高温に晒す必要がなく好ましい。もちろん、全ての素子２１〜２６を同一の基板上に配置することとして、コネクタＣ１を用いないようにすることもできる。

≪検出器ユニット；結合基板の収納によるユニット化≫
次に、前記した結合基板２０の断熱性被覆体３０への収納によるユニット化を説明する。本実施形態では、１２枚の結合基板２０を収納部材である断熱性被覆体（枠体）３０内に収納して検出器ユニット（１２基板ユニット）２を構成している。ちなみに、ＰＥＴ装置１のカメラ１１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た構成をしており（図２０（ｂ）参照）、保守点検が容易なようにされている（図２参照）。

（断熱性被覆体への収納）
図５に示すように、検出器ユニット２は、１２枚の前記した結合基板２０、この１２枚の結合基板２０に電荷収集用の電圧を供給する高圧電源ＰＳを断熱性被覆体３０内に収納して構成される。断熱性被覆体３０は、結合基板２０と、この１２枚の結合基板２０に電荷収集用の電圧を供給する高圧電源ＰＳ、外部との信号の授受を行う信号用のコネクタを収納する筐体３０ａと、ＦＰＧＡ１３１、外部との信号の授受を行う信号用及び外部から電源の供給を受けるための電源用の両者を兼ねるコネクタ１３８が設けられる天板３０ｂとを有し、断熱性材料で形成されている。

図５及び図７に示すように、結合基板２０は、奥行方向（ベッド１４の長手方向）には重なり合わないように３列、間口方向（カメラ１１の周方向）には４列並んで筐体３０ａ内に収められている。つまり、１個の筐体３０ａには、結合基板２０が１２枚収納されている。このように収納するため、奥行方向に伸びる１条のガイド溝（ガイドレール）Ｇ１を周方向に適宜離間して４列備えるガイド部材１３９が、筺体３０ａ内に配置され、筺体３０ａの上端部に取り付けられている。ガイド部材１３９は、各ガイド溝Ｇ１の部分に、天板３０ｂの各コネクタＣ３と対向する位置にそれぞれ開口１４０（図９）を有する。更に、奥行方向に伸びる１条のガイド溝（ガイドレール）Ｇ２を有する４つのガイド部材１４１が、周方向に適宜離間して筐体３０ａの底板３０ｃに設けられる（図７参照）。ガイド溝Ｇ１，Ｇ２は、結合基板２０を３枚（３つ）収納する分の奥行を持っている。結合基板２０のＡＳＩＣ基板２０Ｂ側端部がガイド溝Ｇ１に、結合基板２０の検出器基板２０Ａ側端部がガイド溝Ｇ２に、それぞれ収納される。３つの結合基板２０がガイド溝Ｇ１，Ｇ２の奥行方向に３つの保持されるようになっている。ちなみに、結合基板２０は、ＡＳＩＣ基板２０Ｂ側端部と検出器基板２０Ａ側端部がガイド溝Ｇ１，Ｇ２で摺動するようになっているので、指等で結合基板２０を、ガイド溝Ｇ１，Ｇ２内を滑らして所定の箇所に容易に位置させることができる。このとき、各基板コネクタＣ２はそれぞれ開口１４０の部分に位置している。所定枚数の結合基板２０が筺体３０ａ内に配置された後、天板３０ｂが筺体３０ａの上端にネジ等で着脱自在に取り付けられる。天板３０ｂに設けられた各コネクタＣ３は、該当する開口１４０内に挿入されて該当する基板コネクタＣ２に接続されている。なお、筐体３０ａの上部・下部とは、筐体３０をカメラ１１から取り出した場合のことであり、図２に示されるように、筐体３０ａがカメラ１１に備えられた場合には、上下が反転したり、上下が９０°回転して左右になったり、或いは斜めになったりする。

図５に示すように、天板３０ｂには、前記した４列のガイド溝Ｇ１が備えられるほかに、ＦＰＧＡ１３１及びコネクタ１３８が備えられる。コネクタ１３８はＦＰＧＡ１３１に接続される。ＦＰＧＡ１３１は、現場でプログラムを組むことができる。この点、プログラムを組むことができないＡＳＩＣとは異なる。従って、本実施形態のように、ＦＰＧＡ１３１では、例えば収納する結合基板２０の数や種類が変わった場合でも、現場でプログラミングすることで、枚数変更にも適切に対応することができる。

なお、本実施形態で用いているＣｄＴｅを半導体材料Ｓ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、筐体３０ａ、天板３０ｂはアルミニウムや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る。断熱性被覆体３０は、光が侵入する隙間をなくし、遮光性を有する構成をしている。

図２０（ａ）に示すように、検出器ユニット２は、ユニット支持部材２Ａを介して装着される。また、この図２０（ｂ）に示すように、検出器ユニット２は、ユニット支持部材２Ａに片端支持されてカメラ１１に装着されている。ユニット支持部材２Ａは、中空の円盤状（ドーナッツ状）をしており、検出器ユニット２を装着する窓をカメラ１１の周方向に多数（装着する検出器ユニット２の数だけ）備えている。このように、検出器ユニット２を片端支持するため、検出器ユニット２の筐体３０ａの体軸方向手前側には、ストッパとなるフランジ部分が設けてある。ちなみに、検出器ユニット２を周方向に極力密に並べようとすると、周方向内側のフランジ部分は邪魔になる。そこで、この邪魔になる部分のフランジ部分を筐体３０ａからなくし、周方向外側のフランジ部分を残すようにしてもよい。ユニット支持部材２Ａをもう１つ設置し、検出器ユニット２の両端部を両方のユニット支持部材２Ａで保持してもよい。
上記のように各検出器ユニット２がユニット支持部材２Ａに取り付けられるため、それらの検出器ユニット２はベッド１４の周囲を取り囲むように配置される。検出器ユニット２内では、全検出器２１がアナログＡＳＩＣ２４及びデジタルＡＳＩＣ２６の集積回路よりもベッド１４に近いほうに配置される。

本実施形態は、検出器ユニット２をユニット支持部材２Ａに取り付けるため、一度に多数の検出器２１をカメラ１１に取り付けることができる。このため、検出器２１のカメラ１１への取り付け時間が著しく短縮できる。また、検出ユニット２内の全結合基板２０のデータ転送装置１３７から出力されたパケットデータ（結合基板２０の全検出器２１に対する全パケットデータ）が、検出ユニット２に設けられたユニット統合ＦＰＧＡ１３１からデータ処理装置１２に送られる。このため、本実施形態におけるデータ処理装置１２にパケットデータを伝送する配線の数が、結合基板２０の各データ転送回路１３７からデータ処理装置１２にそれぞれパケットデータを送信する場合に比べても著しく低減される。

なお、カメラ１１に検出器ユニット２を装着する場合は、蓋１１ａを取り外して、ユニット支持部材２Ａを露出させ、そこから検出器ユニット２をフランジ部分が突き当たるまで差し込んで装着するようになっている。なお、差し込んで装着することにより、カメラ１１と検出器ユニット２のコネクタの接続が行われ、カメラ１１と検出器ユニット２との信号及び電源の接続がなされる。

（電源）
次に、電荷収集用の電圧を供給する高圧電源装置ＰＳについて説明をする。図５に示すように、検出器ユニット２は、各検出器２１に電荷収集用の電圧を供給する高圧電源装置ＰＳを設置している。この高圧電源装置ＰＳは、コネクタ１３８を介して外部の電源（図示せず）から供給された低電圧の直流電圧を、図示しないＤＣ−ＤＣコンバータ（第１電圧昇圧装置）により電圧を３００Ｖに昇圧して各検出器２１に供給するようになっている。ちなみに、検出器２１は、結合基板２０（＝検出器基板２０Ａ）１枚について、片面で６４個、両面で１２８個備えられている。そして、この結合基板２０が１つの検出器ユニット２には１２枚収納される。よって、第１電圧昇圧装置からは、１２８×１２＝１５３６個の検出器２１に電圧が供給される。

≪冷却機構≫
次に、本実施形態の特徴である半導体放射線検出器を冷却するための冷却機構について説明する。図５に示すように、検出器ユニット２は、内部に冷却機構（冷却装置）であるペルチェ素子３１を設置している。検出器基板２０Ａ、具体的には基板本体２０ａは、高熱伝導性を有する素材、例えば、熱伝導性が良好なセラミックである窒化アルミニウム（ＡｌＮ）または銅箔付き炭素複合材等の銅張り基板本体で形成される。図６（ａ）、図６（ｂ）及び図７に示すように、各検出器基板２０Ａの上端片側にペルチェ素子３１がそれぞれ配置されている。ペルチェ素子３１は、天板３０ｂに各ペルチェ素子３１に対応して設けられたペルチェ素子用電源コネクタ３１ａと電気的に接続されている。各ペルチェ素子３１は、その検出器基板２０Ａと接する側と反対側の面で、ヒートパイプ３２と接続されている。ヒートパイプ３２は、後記の放熱板３３ｃに熱的に接続されている。

さらに、検出器ユニット２は、集積回路、すなわち、アナログＡＳＩＣ２４及びデジタルＡＳＩＣ２６を冷却する他の冷却機構（冷却装置）を備える。この冷却機構は、冷却ジャケット３３ａ，３３ｂ、放熱板３３ｃ、冷却液パイプ３４、冷却液チラーユニット（冷却器）３５を含んでいる。図５、図６（ａ）、図６（ｂ）及び図７に示すように、各ＡＳＩＣ基板２０Ｂの基板本体２０ｂの両面に設置された４個のアナログＡＳＩＣ２４と、基板本体２０ｂの片面に設けられた１個のデジタルＡＳＩＣ２６は、基板２０ｂの両面に設置された厚さ２ｍｍの銅製あるいはアルミニウム製の放熱板３３ｃに接続され、各放熱板３３ｃはそれぞれ基板２０Ｂの上端部を切り欠いて作られた領域に設置された冷却ジャケット３３ａ，３３ｂを挟むように装着されている。各冷却ジャケット３３ａ，３３ｂは、冷却液パイプ３４で連絡され、冷却液パイプ３４は、図５に示すように、天板３０ｂに設けられた冷却液パイプ用コネクタを介して、筐体３０ａの側部に配置された冷却液チラーユニット３５と連絡されている。冷却液としては、例えば、金属腐食防止剤を添加したグリコール系不凍液やシリコーン油等が用いられる。冷却液の温度はＰＥＴ装置１が設置されている部屋の室温程度でよいため、冷却液チラーユニット３５として、水冷ＰＣ等に使用されている水冷冷却ユニットを用いてもよい。

この冷却機構において、ペルチェ素子用電源コネクタ３１ａからペルチェ素子３１に電流を供給すると、ペルチェ素子３１に接する検出器基板２０が冷却される。そして、ペルチェ素子３１によって奪われた熱、及びペルチェ素子３１で発生した熱は、ペルチェ素子３１に接続されたヒートパイプ３２を介して放熱される。このとき、各結合基板２０においては、冷却液チラーユニット３５から冷却液パイプ３４を通って、その冷却パイプ３４によって連絡された冷却ジャケット３３ａ，３３ｂ内に冷却液が循環流通し、放熱板３３ｃを通して４個のアナログＡＳＩＣ２４と１個のデジタルＡＳＩＣ２６が冷却される。また、冷却ジャケット３３ａに熱的に接続されているヒートパイプ３２から、検出器２１から奪われた熱が放熱される。
本実施形態におけるペルチェ素子３１及び冷却液チラーユニット３５への電圧の印加（電流の供給）について、具体的に説明する。ペルチェ素子３１及び冷却液チラーユニット３５への電圧の印加は、高圧電源装置ＰＳにより行われる。高圧電源装置ＰＳは、図示しないが、電荷収集用の電圧を供給するＤＣ−ＤＣコンバータ（第１電圧昇圧装置）とは別のＤＣ−ＤＣコンバータ（第２電圧昇圧装置）を備える。この第２電圧昇圧装置は、上記した外部電源からコネクタ１３８を介して供給された低電圧の直流電圧を、２００Ｖ（または１００Ｖ）に昇圧してペルチェ素子用電源コネクタ３１ａを介してペルチェ素子３１に、冷却液チラーユニット３５にそれぞれ供給する。
本実施形態では、アナログＡＳＩＣ２４及びデジタルＡＳＩＣ２６の冷却を冷却液チラーユニット３５で冷却されて冷却液を用いているが、冷却液チラーユニット３５を空気チラーユニットにしてこのチラーユニットで冷却された空気によりアナログＡＳＩＣ２４及びデジタルＡＳＩＣ２６を冷却することも可能である。
こうして、ペルチェ素子３１に接する基板本体２０ａを介して、検出器２１は、冷却される。この検出器２１の冷却によって、検出器２１を構成する半導体材料Ｓにおいて、（１）リーク電流の低減（ノイズの低減）、（２）発生電荷の移動度の向上（検出信号の立ち上がり時間の短縮、電荷収集効率の向上、不感時間の低減）、（３）発生電荷の寿命が増加（電荷収集効率の向上）、（４）ポーラリゼーションの抑制（素子の性能の安定化）、等の物理的性能の向上効果が得られる。これらの効果により、ＰＥＴ装置１においては、前記（１）〜（３）の効果により、検出器２１のエネルギ分解能が向上し、（ａ）散乱線の除去精度の向上、検出時間信号の時間短縮から（ｂ）検出時間信号の精度の向上、不感時間の低減から（ｃ）計数率の向上、が得られる。すなわち、これらの総合的効果として腫瘍位置を示す真のγ線信号と散乱線や同時偶発事象の比を表すＮＥＣＲ（Noise equivalent count rate：Ｓ／Ｎ比に相当する指標）の向上につながり、上記した断層像情報に基づいて表示装置１３に表示される画像のコントラストを向上させることができる。画像のコントラストを従前通りにすれば、検査時間を著しく短縮させることができる。
また、（４）の物理的効果においては、半導体放射線検出器２１のもつ電荷ピークの位置ずれ等の問題点を抑制し、複雑な対策を施さなくても長時間より安定に稼働させることができるようになる。
さらに、本実施形態を適用する以前のシステムと同じ性能で比較するならば、検出器バイアスの低電圧化、検出素子厚を厚くできるなど、装置構成において、簡略化が期待できる。
基板本体２０ａを介した検出器２１の冷却機構を採用することによって、単純な空冷に比べて冷却空気が通るスペースを確保する必要がないため、検出器基板２０Ａにおける検出器２１の配置密度を著しく増大させることができる。さらに、室温の空気による空冷は、相当量の冷却空気流量を必要とし、空力振動等によるγ線検出信号へのノイズの影響が懸念される。本実施形態ではそのような問題が生じない。
本実施形態は、検出器ユニット２毎に冷却機構（ペルチェ素子３１、冷却液チラーユニット３５等）を設けているため、冷却機構を小型化することができる。これは、核医学診断装置をコンパクト化することに貢献する。検出器ユニット２毎に冷却機構を設けているため、各検出器２１の冷却効率が向上できる。
本実施形態は、高圧電源装置ＰＳが外部の直流電源から印加される低電圧を第１昇圧装置で３００Ｖに、第２昇圧装置で２００Ｖ（または１００Ｖ）にそれぞれ昇圧するため、高電圧部分を少なくすることができた。これにより、絶縁距離を短くすることができた。すなわち、コネクタ４２から直流電源までは高電圧配線にする必要がなくなった。また、保守等が容易になった。
本実施形態は、第１及び第２昇圧装置が検出器ユニット２の、ベッド１４の長手方向における１つの端部に配置されているため、周方向で隣接する各検出器ユニット２相互間の間隔を狭くすることができる。これは、その周方向において検出器２１を密に配置できることになり、γ線の検出効率の増大に貢献する。冷却液チラーユニット３５も検出器ユニット２の、ベッド１４の長手方向における他端部に配置されているため、周方向で隣接する各検出器ユニット２相互間の間隔はその狭い状態を保持する。
検出器ユニット２がＰＥＴ装置１から取り外すことができるため、冷却機構の保守点検も簡単に行うことができる。冷却機構が検出器ユニット２ごとに設けられているため、検出器ユニット２ごとに冷却機構を点検できる。

次に、図８及び図９は、半導体放射線検出装置の検出器ユニットの他の例を示す。この半導体放射線検出装置の検出ユニット２Ａにおいて、冷却機構を異にする以外は、結合基板２０、筐体３０ａ、天板３０ｂ、基板コネクタＣ２及び高電圧装置ＰＳは、前記図５〜７に示す検出器ユニット２と同様の構成を有するものであり、これらの構成については、説明を省略する。ただし、高電圧装置ＰＳは、第１昇圧装置を含んでいるが、図５に示す冷却機構で述べた第２昇圧装置を備えていない。以下、この検出器ユニット２Ａにおける冷却機構について説明する。

≪冷却機構≫
図８に示すように、検出器ユニット２Ａは、各検出器２１に電荷収集用の電圧を供給する高電圧装置ＰＳとともに、断熱性被覆体３０内に被包されている。断熱性被覆体３０は、結合基板２０と、この１２枚の結合基板２０に電荷収集用の電圧を供給する高電圧装置ＰＳ、外部との信号の授受を行う信号用のコネクタを収納する筐体３０ａと、外部から電源の供給を受けるための電源用のコネクタ等が配置される天板３０ｂとから構成され、断熱性材料で形成されている。筐体３０ａの両側部には、ＰＥＴ装置が設置される部屋の室温以下の温度の乾燥冷風を生成する一対のチラーユニット３６ａ，３６ｂが設けられる。このチラーユニット３６ａ，３６ｂは、筐体３０ａの底板３０ｃ上に配列された複数の冷風配管３７で連絡されている。冷風配管３７は、各結合基板２０の下端が嵌着されるガイド溝Ｇ２の間およびガイド溝Ｇ２と筐体３０ａの側壁との間に、各結合基板２０の長手方向に沿って配列され、図９に示すように、上部の検出器２１に向けて冷風を吹き出すための冷風吹き出し口３８が穿設されている。また、天板３０ｂには、金属のメッシュで電磁シールドされた開口である通風孔３９が設けられている。

この冷却機構において、チラーユニット３６ａ，３６ｂから冷風配管３７に、筐体３０ａの両側部から乾燥冷風ＷＡ，ＷＢを吹き込む。吹き込まれた乾燥冷風ＷＡ，ＷＢは、冷風配管３７を流通し、冷風吹き出し口３８から、図９に示すように、各検出器２１に向けて吹き出される。この乾燥冷風ＷＡ，ＷＢによって、検出器２１が冷却される。また、検出器２１を冷却した乾燥冷風ＷＡ，ＷＢは、検出器ユニット２の断熱性被覆体３０内の空間を集積回路側に向かって流れ、アナログＡＳＩＣ２４、ＡＤＣ２５、デジタルＡＳＩＣ２６を冷却し、通風孔３９から排気される。このとき、チラーユニット３６ａ，３６ｂには、電源４０から電源ライン４１ａ，４１ｂを通じてＰＥＴ装置の外部より電力が供給される。チラーユニット３６ａ，３６ｂへの電力の供給は、電源ライン４１ａ，４１ｂの替りに図５に示す例と同様に高電圧装置ＰＳに第２昇圧装置を設け、この第２昇圧装置より行っても良い。
こうして、検出器２１は、冷却される。この冷却機構によって図５から図７にて説明した冷却機構と同様の効果が得られる。
また、検出器２１を冷却した乾燥冷風は、そのまま基板２０Ｂの各ＡＳＩＣを冷却するため、通常の室温空冷よりも効率よく冷却ができる。したがって、低流量の導入で済むこ
とから、大型ファンの排除や騒音問題を低減することができる。
すなわち、検出器２１は前述した室温より低い温度に冷却することが望ましく、集積回路は室温以上であまり高くない温度範囲に冷却してもかまわない。本実施形態の冷却機構は、冷風配管３７の冷風吹き出し口３８から断熱性被覆体３０内に噴出させた乾燥冷風（前述した室温以下の温度）を、断熱性被覆体３０内の検出器２１を配置した領域から発熱量の大きな集積回路を配置した領域に向かって流す構成を有しているため、乾燥冷風によって検出器２１を先に冷却することができる。このため、検出器２１の冷却効率が増大する。また、検出器２１はほとんど発熱しないので、検出器２１を冷却した乾燥冷風によって集積回路を冷却することができる。本実施形態は、検出器２１の冷却用乾燥空気及び集積回路の冷却用の乾燥冷風を別々に供給する場合に比べて、必要とする乾燥冷風の流量を著しく低減できる。

次に、図１０〜１２は、半導体放射線検出装置の検出器ユニットの他の例を示す。この半導体放射線検出装置の検出器ユニット２Ｂにおいて、冷却機構を異にする以外は、結合基板２０、筐体３０ａ、天板３０ｂ、基板コネクタＣ２、コネクタＣ３及び高電圧装置ＰＳは、前記図５〜７に示す検出器ユニット２と同様の構成を有するものであり、これらの構成については、説明を省略する。したがって、以下、この検出器ユニット２Ｂにおける冷却機構について説明する。

≪冷却機構≫
図１０に示すように、検出器ユニット２Ｂは、複数の結合基板２０、及び各検出器２１に電荷収集用の電圧を供給する高圧電源装置ＰＳを、断熱性被覆体３０で覆うことによって構成されている。断熱性被覆体３０は、１２枚の結合基板２０、これらの結合基板２０に電荷収集用の電圧を供給する高圧電源ＰＳ、及び外部との信号の授受を行う信号用のコネクタを収納する筐体３０ａと、外部から電源の供給を受けるための電源用のコネクタ等が配置される天板３０ｂとを有し、断熱性材料で形成されている。断熱被覆体３０は、必ずしも断熱性である必要はないが、冷却効率を高めるために断熱性にすることが望ましい。検出器基板２０Ａは、図１１（ａ）、図１１（ｂ）及び図１２に示すように、検出器２１とともに、密閉容器４２内に収容されている。密閉容器４２は、パッキン４３によって検出器基板２０Ａに液密に装着されている。図１０に示すように、隣り合う密閉容器同士は、断熱性の冷却液パイプ４４によって連絡されている。高圧電源装置ＰＳは、検出器２１に電圧を印加する第１昇圧装置、及び後述の冷却液チラーユニット４６に電圧を印加する第２昇圧装置を含んでいる。
また、図１０〜１２に示すように、各ＡＳＩＣ基板２０Ｂの基板本体２０ｂの両面に設置された４個のアナログＡＳＩＣ２４と、基板本体２０ｂの片面に設けられた１個のデジタルＡＳＩＣ２６は、基板２０ｂの両面に設置された厚さ２ｍｍの銅製あるいはアルミニウム製の放熱板３３ｃに接続され、各放熱板３３ｃはそれぞれ基板２０Ｂの上端部を切り欠いて作られた領域に設置された冷却ジャケット３３ａ，３３ｂを挟むように装着されている。各冷却ジャケット３３ａ，３３ｂは、冷却液パイプ３４で連絡され、冷却液パイプ３４は、図１０に示すように、天板３０ｂに設けられた冷却液パイプ用コネクタを介して、筐体３０ａの側部に配置された冷却液チラーユニット４６と連絡されている。冷却液チラーユニット４６は、室温より低い温度の冷却液を生成する。冷却液としては、低粘性の絶縁性液体が好ましく、例えば、金属腐食防止剤を添加したグリコール系不凍液やシリコーン油等が用いられる。基板２０Ｂの冷却構成については、図５から図７に示した先の例とほぼ同じである。冷却液チラーユニット４６の替りに、ペルチェ素子を用いた電子冷却器を用いることが可能である。

ただし、この冷却機構においては、冷却液は冷却液チラーユニット４６から冷却液パイプ４４を通って、密閉容器４２、冷却ジャケット３３ａ，３３ｂの順で冷却液が循環流通し、検出器基板２０Ａに配置された検出器２１、放熱板３３ｃに接続された４個のアナログＡＳＩＣ２４と１個のデジタルＡＳＩＣ２６が冷却される。

こうして、検出器２１は、冷却される。この冷却機構によって図５から図７にて説明した冷却機構と同様の効果が得られる。
また、この冷却機構では、検出素子２０ａが冷却された絶縁性の液体に周囲全てを覆われているため、均一に冷却が行われると同時に、検出素子２０ａでの結露による問題を回避できる。更には、この低温の冷却液をそのまま基板２０Ｂの冷却に用いており、効率よく系全体を冷却することができる。

［実施形態２］
次に、実施形態２として、ＳＰＥＣＴ装置を例に取り説明する。このＳＰＥＣＴ装置５１を、図１３〜図１６、図２１を用いて説明する。ＳＰＥＣＴ装置５１は、図１３に示すように、一対の放射線検出装置５２、回転支持台５７、データ処理装置１２Ａ、及び表示装置１３を備える。それらの放射線検出装置５２は、回転支持台５７に周方向に１８０°や９０°などずれた位置に配置される。また、放射線検出装置５２は、それぞれが独立して回転し、放射線入射角を変えることもでき、２ユニットを並べて撮像面積を大きくすることや、平面撮像を行うガンマカメラとしても、用いることもできる。放射線検出装置５２は、３２枚のＡＳＩＣ基板５３Ｂと１枚の検出器基板２０Ｃ、検出器２１Ａ、コリメータ５５から成り、それ自身が一つのカメラユニットを構成する。ＡＳＩＣ基板５３Ｂは、検出器基板２０Ｃに着脱可能に取り付けられている。結合基板５３は、その構成を除いて実施形態１における検出器ユニット２の構成と同じである。

結合基板５３は、前述した結合基板２０と同様に検出器基板２０Ｃ及びＡＳＩＣ基板５３Ｂを有する（図１４参照）。検出器基板２０Ｃの先端部に位置する検出器２１Ａはベッド１４側に位置する。放射線遮蔽材（例えば、鉛、タングステン等）で作られたコリメータ５５がそれぞれの放射線検出装置５２に設けられる。各コリメータ５５は、放射線（例えば、γ線）を通過する多数の放射線通路を形成している。全結合基板５３は回転支持台５７に設置された遮光・電磁シールド５４内に配置される。コリメータ５５は遮光・電磁シールド５４に着脱可能に取り付けられる。遮光・電磁シールド５４は、電磁波の検出器２１等への影響を遮断し、内側に貼られた鉛によってコリメータ５５以外からのγ線を遮へいする。

本実施形態に用いられる検出器基板２０Ｃは、検出器基板２０Ａとは異なり、１つの検出素子２１１の両面にアノードＡ及びカソードＣを取り付けて構成される複数の検出器２１Ａを基板本体２０ａに設置した構成を有する。検出器２１Ａは、検出素子２１１の一端面が基板本体２０ａと対向し、アノードＡ及びカソードＣが基板本体２０ａに垂直になるように設置される。
結合基板（ユニット基板）５３を構成するＡＳＩＣ基板５３Ｂは、図１４に示すように、検出器基板２０ＡにコネクタＣ１により接続され、検出器２１ごとに設けられたコンデンサ２２及び抵抗２３、４個のアナログＡＳＩＣ２４Ａ、及び１個のデジタルＡＳＩＣ２６Ａを有する。

本実施形態の特徴である冷却機構については、後に詳述し、これらの装置全体としての動作を先に説明する。

放射性薬剤が投与された被検者が載っているベッド１４が移動され、被検者は、一対の放射線検出ブロック５２の間に移動される。回転支持台５６が回転されることによって、各放射線検出ブロック５２はユニット１１が被検者の周囲を旋回する。放射性薬剤が集積
した被検者内の集積部（例えば、患部）Ｃから放出されたγ線がコリメータ５５の放射線通路を通って対応する検出器２１に入射される。検出器２１Ａは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２０Ｃ、コネクタＣ１を介してＡＳＩＣ基板５３Ｂに伝達され、後述するアナログＡＳＩＣ２４Ａ及びデジタルＡＳＩＣ２６Ａで処理される。

本結合基板５３を構成するＡＳＩＣ基板５３Ｂを、図１４，２１を用いて説明する。結合基板２０と同様に検出器基板２０ＣにコネクタＣ１により接続されているＡＳＩＣ基板５３Ｂは、検出器２１Ａごとに設けられたコンデンサ２２及び抵抗２３、４個のアナログＡＳＩＣ２４Ａ、及び１個のデジタルＡＳＩＣ２６Ａを有する。１個のアナログＡＳＩＣ２４Ａは、スロー系とファースト系とを有するアナログ信号処理回路（アナログ信号処理装置）１３３Ａを３２組備えている。アナログ信号処理回路１３３Ａは検出器２１Ａごとに設けられる。ここで、ファースト系は、γ線の検出を特定するトリガ信号を出力するトリガ出力回路２４ｆを有する。また、スロー系は、アナログＡＳＩＣ２４と同様に、チャージアンプ２４ｂ、極性アンプ２４ｃ、バンドパスフィルタ２４ｄ、及びピークホールド回路２４ｅがこの順序に接続されて設けられている。１個のアナログＡＳＩＣ２４Ａは３２組のアナログ信号処理回路３３ＡをＬＳＩ化したものである。検出器２１から出力されてコンデンサ２２を通過したγ線検出信号は、チャージアンプ２４ｂ、極性アンプ２４ｃ、バンドパスフィルタ２４ｄを経てピークホールド回路２４ｅに入力される。ピークホールド回路２４ｅは、γ線検出信号の波高値を保持する。バンドパスフィルタ２４ｄから出力されたγ線検出信号はトリガ出力回路２４ｆに入力される。トリガ出力回路２４ｆは、ノイズの影響を除去するため、設定レベル以上のγ線検出信号を入力したときにトリガ信号を出力する。

デジタルＡＳＩＣ２６Ａは、パケットデータ生成装置１３４Ａ、及びデータ転送回路１３７を有しており、これらをＬＳＩ化したものである。上記したトリガ信号はパケットデータ生成装置１３４ＡのＡＤＣ制御回路１３６Ａに入力される。ＳＰＥＣＴ装置５１に設けられた全てのデジタルＡＳＩＣ２６Ａは、図示されていない６４ＭＨｚのクロック発生装置（水晶発振器）からのクロック信号を受け、同期して動作している。各デジタルＡＳＩＣ２６Ａに入力されたクロック信号は、全パケットデータ生成装置１３４Ａ内のそれぞれのＡＤＣ制御回路１３６Ａに入力される。ＡＤＣ制御回路１３６Ａは、トリガ信号を入力したとき検出器ＩＤを特定する。すなわち、ＡＤＣ制御回路１３６Ａは、ＡＤＣ制御回路１３６Ａに接続される各トリガ出力回路２４ｆに対する検出器ＩＤを記憶しており、あるトリガ出力回路２４ｆからトリガ信号を入力したとき、そのトリガ出力回路２４ｆに対応する検出器ＩＤを特定できる。ＡＤＣ制御回路１３６Ａは、検出器ＩＤ情報を含むＡＤＣ制御信号をＡＤＣ２５に出力する。ＡＤＣ２５は、その検出器ＩＤに対応するアナログ信号処理回路１３３Ａのピークホールド回路２４ｅから出力された波高値情報を、デジタル信号に変換して出力する。この波高値情報は、ＡＤＣ制御回路１３６Ａに入力される。ＡＤＣ制御回路１３６Ａは、検出器ＩＤに波高値情報を付加してパケットデータを生成する。各パケットデータ生成装置１３４ＡのＡＤＣ制御回路１３６Ａから出力されたデジタル情報であるパケットデータ（検出器ＩＤ、及び波高値情報を含む）は、データ転送回路１３７に入力される。データ転送回路１３７は、各ＡＤＣ制御回路３６Ａから出力されたパケットデータを、定期的に、検出器ユニット２Ａのユニット統合ＦＰＧＡ１３１に送信する。ユニット統合ＦＰＧＡ１３１は、それらのデジタル情報をコネクタ３８に接続された情報伝送用配線に出力する。

ユニット統合ＦＰＧＡ１３１から出力された各パケットデータは、データ処理装置１２（図１）に送信される。データ処理装置１２は、回転支持台５７を回転させるモーター（図示せず）の回転軸に連結された角度計（図示せず）で検出された回転角度が入力される。この回転角度は、それぞれの放射線検出ブロック５２の回転角度を示し、具体的にはそれぞれの検出器２１の回転角度を示している。データ処理装置１２は、この回転角度を基に、旋回している各検出器２１の旋回軌道上での位置（位置座標）を求める。このため、γ線を検出した時点での検出器２１の位置（位置座標）が求められる。データ処理装置１２は、算出した検出器２１の位置を基に、波高値情報が設定値以上になるγ線を計数する。この計数は、回転支持台５７の回転中心を基準に２〜９°ごとに区切って得られる各領域に対してなされる。データ処理装置１２Ａは、γ線を検出した時点での検出器２１の位置情報及びγ線の計数値（計数情報）を用いて、放射性薬剤の集積位置、すなわち悪性腫瘍位置での被検者の断層像情報を作成する。この断層像情報は表示装置１３に表示される。上記のパケット情報、同時計測で得た計数値及び検出器２１の位置情報、及び断層像情報等の情報は、データ処理装置１２の記憶装置に記憶される。

≪冷却機構≫
次に、本発明の特徴である半導体放射線検出器を冷却するための冷却機構について説明する。図１５に示すように、複数枚の結合基板５３が配列されて構成される検出器ユニット６０は、遮光・電磁シールド５４内に被包されている。検出器基板２０Ａは、図１６に示すように、検出器２１Ａとともに、密閉容器６２内に収容されている。密閉容器６２は、検出器基板２０Ｃとパッキン６３によって液密に装着され、冷却液導入口６２ａおよび冷却液導出口６２ｂを有する。
また、図１５に示すように、各ＡＳＩＣ基板５３Ｂの基板本体２０ｂの両面に設置された複数個のアナログＡＳＩＣ２４Ａと、基板本体２０ｂの片面に設けられた数個のデジタルＡＳＩＣ２６は、実施形態１と同様基板本体２０ｂの両面に設置された厚さ２ｍｍの銅製あるいはアルミニウム製の放熱板６１に接続され、各放熱板６１はそれぞれＡＳＩＣ基板５３Ｂの上端部を切り欠いて作られた領域に設置された冷却ジャケット６４を挟むように装着されている。各冷却ジャケット６４は、冷却液パイプ６５で連絡され、冷却液パイプ６５は、図１５に示すように、冷却液パイプ用コネクタを介して、断熱被覆体３０の上部に配置された冷却液チラーユニット６６と連絡されている。これによって、冷却液チラ
ーユニット６６→密閉容器６２→冷却ジャケット６４ａ→冷却ジャケット６４ｂ→冷却液チラーユニット６６の向き（図１５中、矢印Ｙの向き）に冷却液が循環流通する流路が構成される。冷却液チラーユニット６６の替りに、図１０に示す冷却液チラーユニット同様に、ペルチェ素子を用いた電子冷却器を用いることが可能である。
冷却液としては、低粘性の絶縁性液体が好ましく、例えば、金属腐食防止剤を添加したグリコール系不凍液やシリコーン油等が用いられる。基板２０Ｂの冷却構成については、図５から図７に示した実施形態１とほぼ同じである。

この冷却機構において、冷却液チラーユニット６５から冷却液パイプ６５を通って、密閉容器６２、冷却ジャケット６４の順で冷却液が循環流通し、検出器基板２０Ａに配置された検出器２１が直接、放熱板（図１５）を通して、アナログＡＳＩＣ２４、デジタルＡＳＩＣ２６等が間接的に冷却される。

こうして、検出器２１は、冷却される。検出器の冷却に伴って得られる物理的性能の向上効果は、実施の形態１で述べた通りであり、特にＳＰＥＣＴ装置においては、エネルギ分解能の向上により、散乱線の除去精度が向上する。すなわち、腫瘍位置を示す真のγ線信号と散乱線の比Ｓ／Ｎ比が増加し、飛躍的に画像のコントラストが向上する。あるいは、同程度の画像であれば、撮像時間の短縮化が期待できる。ポーラリゼーションの抑制や、装置の簡略化等の効果は、実施形態１のＰＥＴ装置と同様である。

次に、図１７は、検出器ユニットの他の冷却機構の例を示す。
この冷却機構を有する検出器ユニットにおいて、図１７に示すように、各検出器基板２０Ｃの検出器と反対の面に、ＡＳＩＣ基板５３Ｂの間にペルチェ素子３１がそれぞれ配置されている。検出器基板２０Ｃは、高熱伝導性を有する素材、例えば、窒化アルミニウム（ＡｌＮ）や銅箔付き炭素複合材等で形成され、各ペルチェ素子３１は、その検出器基板２０Ｃと接する側と反対側の面で、ヒートパイプ３２と接続されている。

この冷却機構において、ペルチェ素子用電源コネクタ（図示せず）からペルチェ素子３１に電流を供給すると、ペルチェ素子３１に接する検出器基板２０Ｃが冷却され、検出器基板２０Ｃに接続された検出素子から熱が奪われる。そして、ペルチェ素子３１によって奪われた熱は、ペルチェ素子３１に接続されたヒートパイプ３２を介して放熱フィン６６（図１７）より放熱される。このとき、ヒートパイプ３２は、ＡＳＩＣ基板５３Ｂ上のアナログＡＳＩＣ及びデジタルＡＳＩＣ（図示せず）を冷却するために、検出器ユニット内に導入される冷風によって放熱される。なお、検出器２１Ａの冷却機構は、ペルチェ素子に限らず、冷却液チラーユニット、及び冷却液チラーユニットからの冷却媒体を導く冷却パイプを用いることもできる。

こうして、ペルチェ素子３１に接する検出基板２０Ａを介して、検出器２１は、冷却される。この冷却機構によって図１５、図１６にて説明した冷却機構と同様の効果が得られる。ＳＰＥＣＴ装置においては、検出器２１Ａの実装密度が重要であり、検出器２１Ａ相互間の間隙を極力小さくする必要がある。したがって、本実施形態は、冷却空間を要する空冷に比べて、検出器２１Ａのより稠密な実装を実現することができる。また、発熱する集積回路から検出器２１Ａへの伝熱を検出器基板２０Ｃで押えることができる。

なお、実施形態１及び２で用いているＣｄＴｅを半導体材料Ｓ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、筐体３０ａはアルミニウムやアルミニウム合金といった遮光性および電磁シールド性を有する材料から構成されると共に、光が侵入する隙間をなくすようにしてある。即ち、筐体３０は遮光性を有する構成としている。ちなみに、遮光性および電磁シールド性が他の手段により確保される場合は、筐体３０ａはそれ自体が遮光性を有する必要はなく、検出器２１を着脱自在に保持する枠（枠体）でよい（例えば遮光用の面材（パネル）等は不用である）。

なお、以上の実施形態では、核医学診断装置としてＰＥＴ装置１（図１参照）及び単光子放出型断層撮影装置（ＳＰＥＣＴ（Single Photon Emission Computer Tomography）装置）を例に説明したが、ＰＥＴ装置及びＳＰＥＣＴに限らず、γカメラにも本発明を適用することができる。ちなみに、ＰＥＴ装置及びＳＰＥＣＴ装置は、人体の３次元の機能画像を撮影することで共通するが、ＳＰＥＣＴ装置は、測定原理が単光子を検出するものであることから同時計測を行うことができず、このため、γ線の入射位置（角度）を規制するコリメータを備える。また、γカメラは、得られる機能画像が２次元的なものであり、かつ、γ線の入射角度を規制するコリメータを備える。
なお、ＰＥＴ装置や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。

本発明にかかる核医学診断装置としてのＰＥＴ装置の構成を示す斜視図である。 図１のＰＥＴ装置のカメラの周方向の断面を模式的に示した図である。 半導体放射線検出器の最小構成の構造を模式的に示す図である。 半導体材料と電極（アノード、カソード）とが積層された積層構造を有する半導体放射線検出器の構成を模式的に示す図である。 実施形態１に係る検出器ユニットの構成を模式的に示す斜視図である。 （ａ）は図５の検出器ユニットの結合基板の正面図である。 （ｂ）は、図（ａ）の側面図である。 （ｃ）は、同（ａ）の検出器基板上に搭載される半導体放射線検出器の構成を模式的に示した斜視図である。 図５の検出器ユニットの断面模式図である。 検出器ユニットにおける他の冷却機構の構成を模式的に示す斜視図である。 図８の検出器ユニットの側面図である。 検出器ユニットにおける他の冷却機構の構成を示す斜視図である。 （ａ）は図１０の半導体検出器の検出器ユニットを示す正面図である。 （ｂ）は、同（ａ）の側面図である。 図１０の検出器ユニットの断面模式図である。 本発明にかかる核医学診断装置としてのＳＰＥＣＴ装置の構成を示す斜視図である。 実施形態２における半導体放射線検出器の、検出器基板とＡＳＩＣ基板とを統合した結合基板の構成を模式的に示す図である。 実施形態２にかかる検出器ユニットの冷却機構を模式的に説明する斜視図である。 図１５の検出器ユニットの一部を拡大して示す模式図である。 実施形態２における他の冷却機構を説明する模式図である。 図６に示すアナログＡＳＩＣの回路を模式的に示したブロック図である。 図６に示すデジタルＡＳＩＣの概略構成、及びアナログＡＳＩＣとデジタルＡＳＩＣの接続関係を示したブロック図である。 （ａ）は図５に示す検出器ユニットをカメラに装着する際の様子を示したカメラの一部破断斜視図であり、（ｂ）はカメラの中央部の断面図である。 図１３のＳＰＥＣＴ装置におけるデジタルＡＳＩＣの概略構成、及びアナログＡＳＩＣとデジタルＡＳＩＣの接続関係を示したブロック図である。

符号の説明

１ ＰＥＴ装置（核医学診断装置）
１１ カメラ
１２ データ処理装置
１３ モニタ
１４ ベッド
２ 検出器ユニット
２０ 結合基板（半導体放射線検出装置）
２０Ａ 検出器基板（第１の基板）
２０ａ 基板本体
２０Ｂ ＡＳＩＣ基板（第２の基板）
２０ｂ 基板本体
２１ 検出器（半導体放射線検出器）
２４ アナログＡＳＩＣ（アナログの集積回路）
２６ デジタルＡＳＩＣ（デジタルの集積回路）
３０ 断熱性被覆体
３０ａ 筐体
３０ｂ 天板
３０ｃ 底板
３１ ペルチェ素子
３２ ヒートパイプ
３３ａ 冷却ジャケット
３３ｂ 冷却ジャケット
３４ 冷却液パイプ
３４ 冷却パイプ
３５ 冷却液チラーユニット
３６ａ チラーユニット
３７ 冷風配管
３９ 通風孔
４２ 密閉容器
４４ 冷却液パイプ
４６ 冷却液チラーユニット
５１ ＳＰＥＣＴ装置
５３ 結合基板
５３Ｂ ＡＳＩＣ基板
５５ コリメータ
６２ 密閉容器
６４ａ 冷却ジャケット
６４ｂ 冷却ジャケット
６５ 冷却液パイプ
６５ 冷却パイプ
６５ 冷却液チラーユニット
６６ 冷却液チラーユニット
ＰＳ 高電圧装置
ＷＡ 乾燥冷風

Claims (29)

1. 支持部材と、前記支持部材に着脱自在に取り付けられた複数の検出器ユニットとを備え、
   前記検出器ユニットが、収納部材、前記収納部材内に配置された複数の半導体放射線検出器、及び前記複数の半導体放射線検出器のそれぞれが出力する放射線検出信号を処理する集積回路を含み、
   前記半導体放射線検出器を冷却する冷却装置を、前記検出器ユニット毎に設けたことを特徴とする核医学診断装置。
2. 前記冷却装置が前記収納部材内に配置されている請求項１記載の核医学診断装置。
3. 前記冷却装置は前記収納部内に冷却媒体の流れを形成させる構成を有し、前記収納部内では、前記集積回路は、前記冷却媒体の流れ方向で前記複数の放射線検出器よりも下流側に配置されている請求項１または請求項２に記載の核医学診断装置。
4. 前記複数の半導体放射線検出器及び前記集積回路を含む複数のユニット基板が前記収納部材内に配置されている請求項３に記載の核医学診断装置。
5. 支持部材と、前記支持部材に着脱自在に取り付けられた複数の検出器ユニットとを備え、
   前記検出器ユニットが収納部材及び前記収納部材内に配置された複数のユニット基板を含み、
   前記ユニット基板が放射線を入射する複数の半導体放射線検出器、及び前記複数の半導体放射線検出器のそれぞれが出力する放射線検出信号を処理する集積回路を含んでおり、
   前記半導体放射線検出器を冷却する冷却装置を、前記検出器ユニット毎に設けたことを特徴とする核医学診断装置。
6. 前記冷却装置が前記収納部材内に配置されている請求項５に記載の核医学診断装置。
7. 前記ユニット基板は前記半導体放射線検出器を設置した基板部材を含んでおり、
   前記冷却装置は前記基板部材に設けられて前記基板部材を介して前記半導体放射線検出器を冷却する請求項５または請求項６に記載の核医学診断装置。
8. 前記基板部材は熱伝導部材を含んでいる請求項７に記載の核医学診断装置。
9. 前記冷却装置がぺルチェ冷却器である請求項６または請求項７に記載の核医学診断装置。
10. 前記集積回路を冷却する他の冷却装置が前記収納部材内に設けられる請求項６または請求項７に記載の核医学診断装置。
11. 前記他の冷却装置は前記集積回路を冷却媒体により冷却する冷却装置である請求項１０に記載の核医学診断装置。
12. 前記集積回路が、前記半導体放射線検出器が出力する信号を処理するアナログ集積回路、前記アナログ集積回路の出力であるアナログ信号をデジタル信号に変換するＡＤ変換器、ＡＤ変換された信号を処理するデジタル集積回路を備えている請求項５に記載の核医学診断装置。
13. 前記集積回路から出力された第１情報を基に得られた第２情報を用いて断層像情報を作成する断層像情報作成装置を備えた請求項５または請求項６に記載の核医学診断装置。
14. 前記半導体放射線検出器、前記アナログ集積回路、前記ＡＤ変換器及び前記デジタル集積回路が、前記ユニット基板の長手方向において、前記ユニット基板の一端部からその他端部に向けてその順序で配置されている請求項１２に記載の核医学診断装置。
15. 前記ユニット基板は、第１の基板と第２の基板とを含み、
    前記第１の基板は、少なくとも前記半導体放射線検出器を有し、
    前記第２の基板は、少なくとも前記集積回路を有する請求項５または請求項６に記載の核医学診断装置。
16. 前記第１の基板と前記第２の基板とが、互いに着脱自在に結合されている請求項１５に記載の核医学診断装置。
17. 前記第１の基板と前記第２の基板がそれぞれの端部同士を重ねて結合されている請求項１６に記載の核医学診断装置。
18. 前記半導体放射線検出器が、前記ユニット基板の両面に配置された請求項５に記載の核医学診断装置。
19. 前記冷却装置が、前記第１の基板と前記第２の基板の結合部付近で前記第１基板に設けられている請求項１６に記載の核医学診断装置。
20. 前記ユニット基板に設けられた前記複数の放射線検出器を覆う密閉部材を、前記ユニット基板に設け、
    前記密閉部材に囲まれた空間内に冷却媒体を供給する前記冷却装置を設けた請求項５に記載の核医学診断装置。
21. 前記収納部材が断熱被覆体である請求項５に記載の核医学診断装置。
22. 被検体を載せるベッドと、前記支持部材が設けられ、この支持部材を前記ベッドの周囲を旋回させる回転体とを有し、
    前記支持部材に取り付けられた前記ユニット基板の前記半導体放射線検出器が前記ベッド側に配置され、
    前記半導体放射線検出器に対向する複数の放射線通路を有し前記半導体放射線検出器よりも前記ベッド側に配置されるコリメータが、前記支持部材に設置された請求項１に記載の核医学診断装置。
23. 被検体を支持するベッドを備え、前記複数の検出器ユニットが前記ベッドの周囲を取り囲んで配置され、前記半導体放射線検出器が検出器ユニット内で前記集積回路よりも前記ベッドに近い位置に配置された請求項１または請求項５に記載の核医学診断装置。
24. 前記半導体放射線検出器及び前記集積回路を冷却する前記冷却装置を備えた請求項１に記載の核医学診断装置。
25. 前記収納部材内に、複数の前記半導体放射線検出器が配置される検出器配置領域、及び前記集積回路が配置される集積回路配置領域が形成され、前記冷却装置は前記検出器配置領域に冷却気体を供給する構成を有し、前記収納部材内に、前記検出器領域に供給された前記冷却気体が、前記集積回路配置領域を経て前記収納部材に設けられた冷却気体部に導かれる冷媒流路を、前記収納部材内に形成した請求項１または請求項２に記載の核医学診断装置。
26. 支持部材に着脱自在に取り付けられて冷却装置を設置している複数の検出器ユニットとを備え、前記検出器ユニットが、収納部材、前記収納部材内に配置された複数の半導体放射線検出器、及び前記複数の半導体放射線検出器のそれぞれが出力する放射線検出信号を処理する集積回路を含んでいる核医学診断装置の冷却方法であって、
    前記冷却装置によって前記収納部材内の前記半導体放射線検出器を冷却することを特徴とする核医学診断装置の冷却方法。
27. 前記集積回路が前記検出器ユニットに設けられた別の冷却装置によって冷却される請求項２６に記載の核医学診断装置の冷却方法。
28. 前記半導体放射線検出器が前記冷却装置によって供給される冷却気体によって冷却され、前記集積回路が前記半導体放射線検出器を冷却した前記冷却気体によって冷却される請求項２６に記載の核医学診断装置の冷却方法。
29. 前記複数の半導体放射線検出器及び前記集積回路を含む複数のユニット基板が前記収納部材内に配置されている前記核医学診断装置の冷却方法であって、
    前記半導体放射線検出器の冷却は、前記冷却装置は、前記ユニット基板に含まれて前記半導体放射線検出器を設置した基板部材を介して前記冷却装置により行われる請求項２６に記載の核医学診断装置の冷却方法。