JP2007078671A - Radiation ray detection module, printed circuit board and diagnostic device of nuclear medicine - Google Patents

Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To provide a radiation ray detection module, printed circuit board and diagnostic device of nuclear medicine capable of improving spatial resolution without increasing the number of channels and capable of diagnosing highly precisely. <P>SOLUTION: The module includes radiation ray detectors 21 and at least a plurality of wiring boards 24 arranged in the progressing direction of the radiation ray. The wiring board 24 keeps the adjacent radiation ray detectors 21 connected to the adjacent detectors in the progressing direction of the radiation ray mutually electrically into one detector body (detector channel) 21A. The electrodes to be connected mutually of the radiation ray detectors 21 are fixed in the state mutually opposite to each other on the wiring board. <P>COPYRIGHT: (C)2007,JPO&INPIT

Description

本発明は、放射線検出モジュール、プリント基板および核医学診断装置に係り、特に半
導体検出素子を用いた放射線検出モジュール、プリント基板および核医学診断装置に関す
るものである。 The present invention relates to a radiation detection module, a printed board, and a nuclear medicine diagnostic apparatus, and more particularly to a radiation detection module, a printed board, and a nuclear medicine diagnostic apparatus using a semiconductor detection element.

従来、γ線等の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
）、ＣｄＺｎＴｅ（カドミウム・亜鉛・テルル）、ＴｌＢｒ（臭化タリウム）、ＧａＡｓ
（ガリウム砒素）等の半導体材料によって構成された半導体検出素子を備えた半導体放射
線検出器がある。半導体検出素子は、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、半導体検出素子を使用した半導体放射線検出器は、シンチレータ
を使用したものよりも電気信号への変換効率がよく、かつ小型化が可能であるという特徴
がある。 Conventionally, as radiation detectors for detecting radiation such as γ rays, CdTe (cadmium telluride), CdZnTe (cadmium, zinc, tellurium), TlBr (thallium bromide), GaAs
There is a semiconductor radiation detector provided with a semiconductor detection element made of a semiconductor material such as (gallium arsenide). Semiconductor detectors convert electric charges generated by the interaction between radiation and semiconductor materials into electrical signals, so semiconductor radiation detectors that use semiconductor detectors are more efficient in converting electrical signals than those that use scintillators. It is good and can be miniaturized.

半導体放射線検出器は、前記の半導体検出素子と、この半導体検出素子の両面に形成さ
れた電極とを備えている。これら各電極間に直流高圧電圧を印可することにより、Ｘ線、
γ線等の放射線が半導体検出素子内に入射したときに生成される電荷を、前記電極から信
号として取り出すようにしている。
半導体放射線検出器を医療用放射線撮像装置等（核医学診断装置）に用いる場合、配線
基板上に半導体放射線検出器を接続して放射線検出部を形成している（例えば、特許文献
１参照）。また、複数の半導体放射線検出器を放射線検出器支持板上に配置した技術が提
案されている（例えば特許文献２参照）。 A semiconductor radiation detector includes the semiconductor detection element and electrodes formed on both sides of the semiconductor detection element. By applying a DC high voltage between these electrodes, X-rays,
Electric charges generated when radiation such as gamma rays enters the semiconductor detection element are taken out as signals from the electrodes.
When a semiconductor radiation detector is used in a medical radiation imaging apparatus or the like (nuclear medicine diagnostic apparatus), a radiation detector is formed by connecting the semiconductor radiation detector on a wiring board (for example, see Patent Document 1). In addition, a technique in which a plurality of semiconductor radiation detectors are arranged on a radiation detector support plate has been proposed (see, for example, Patent Document 2).

特開２００３−８４０６８号公報（段落００２４、図３）JP 2003-84068 A (paragraph 0024, FIG. 3) 特開２００３−１６７０５８号公報（段落００２０〜００２１、図３ ）Japanese Patent Laying-Open No. 2003-167058 (paragraphs 0020 to 0021, FIG. 3)

ところで、核医学診断装置の一種であるＰＥＴ（Positron Emission Tomography（陽電
子放出型断層撮影））装置において高精度な画像を得るために、空間分解能を高めたいと
いう要望がある。また、ＰＥＴ装置では検査時間の短縮のためにγ線検出感度の向上、例
えば放射線検出器の配置密度を高めたいという要望がある。これらの要望は、ＳＰＥＣＴ
（Single Photon Emission Computer Tomography（単光子放出型断層撮影））装置、およ
びγカメラの他の核医学診断装置においても存在する。 By the way, in order to obtain a highly accurate image in a PET (Positron Emission Tomography) apparatus which is a kind of nuclear medicine diagnostic apparatus, there is a demand to increase the spatial resolution. In addition, there is a demand for improving the γ-ray detection sensitivity, for example, increasing the arrangement density of radiation detectors, in order to shorten the inspection time in the PET apparatus. These requests are SPECT
(Single Photon Emission Computer Tomography) devices and other nuclear medicine diagnostic devices of γ cameras.

空間分解能を高めるためには、放射線検出器から出力される信号の数を増やす（チャン
ネル数を増やす）ことが考えられる。しかしながら、そのようにチャンネル数を増やすと
処理回路が増え、これにより、処理回路を搭載するための基板が大型化するとともに、消
費電力も増大することとなり、さらには、基板全体としての発熱量も増えることとなるた
め、放射線検出器の検出感度が低下するおそれがあった。 In order to increase the spatial resolution, it is conceivable to increase the number of signals output from the radiation detector (increase the number of channels). However, increasing the number of channels in this way increases the number of processing circuits, which increases the size of the substrate for mounting the processing circuit, increases the power consumption, and further increases the amount of heat generated by the entire substrate. Since it increases, there exists a possibility that the detection sensitivity of a radiation detector may fall.

本発明の目的は、チャンネル数を増やすことなく空間分解能を向上でき、診断精度を向
上させることができる放射線検出モジュール、プリント基板および核医学診断装置を提供
することにある。 An object of the present invention is to provide a radiation detection module, a printed circuit board, and a nuclear medicine diagnostic apparatus that can improve spatial resolution and increase diagnostic accuracy without increasing the number of channels.

前記した目的を達成するため、本発明では、放射線検出モジュールが、放射線検出器と
、前記放射線検出器が少なくとも放射線進行方向に複数個並べられて取り付けられる配線
基板とを備え、前記配線基板上において、前記放射線検出器は、放射線進行方向に隣合う
もの同士が電気的に相互に接続されて１つの検出器体（検出チャンネル）をなすので、隣
合う一対の放射線検出器を放射線進行方向に長く形成された１つの検出器体（検出チャン
ネル）として使用することができ、その分、放射線を捕捉しやすい。また、このように放
射線進行方向に隣合う放射線検出器同士が電気的に相互に接続されて構成される検出チャ
ンネルが１つの検出単位（チャンネル）を構成するので、実質的に、放射線進行方向のチ
ャネル数は減少されることとなる。Ｘ方向において検出チャンネルの個数が増大するので
、Ｘ方向のチャンネル数を増大できる。これによって、核医学診断装置においては、全体
のチャンネル数を増やすことなく、Ｘ方向のチャンネル数を増加させることができる。こ
れにより、得られる画像の空間分解能が向上する。また、全体のチャンネル数は増加する
ことがないので、信号処理回路の発熱増加の抑制にもなる。 In order to achieve the above-described object, in the present invention, a radiation detection module includes a radiation detector, and a wiring board to which a plurality of the radiation detectors are arranged and attached in a radiation traveling direction. Since the radiation detectors adjacent to each other in the radiation traveling direction are electrically connected to each other to form one detector body (detection channel), a pair of adjacent radiation detectors are elongated in the radiation traveling direction. It can be used as a single detector body (detection channel) formed, and the radiation is easily captured accordingly. In addition, since the detection channel configured by electrically connecting the radiation detectors adjacent to each other in the radiation traveling direction in this way constitutes one detection unit (channel), the radiation channel is substantially in the radiation traveling direction. The number of channels will be reduced. Since the number of detection channels increases in the X direction, the number of channels in the X direction can be increased. Thereby, in the nuclear medicine diagnosis apparatus, the number of channels in the X direction can be increased without increasing the total number of channels. Thereby, the spatial resolution of the obtained image is improved. In addition, since the total number of channels does not increase, an increase in heat generation of the signal processing circuit is also suppressed.

また、放射線検出器は、配線基板上で放射線進行方向に配置され、さらに半導体放射線
検出素子の一方の面にカソード電極、および他方の面にアノード電極を有する半導体検出
素子を放射線進行方向に直交する方向に複数個並列配置して構成されるので、放射線進行
方向と直交する方向に、放射線検出器ごとに放射線を検出するように構成することができ
る。したがって、放射線進行方向と直交する方向に、検出領域を細分化することができ、
空間分解能を高めることができる。しかも、放射線検出器は、配線基板上の、放射線進行
方向に隣合う他の放射線検出器との間で、カソード電極およびアノード電極のいずれか一
方の電極が電気的に相互に接続されて、前記他の放射線検出器と対になって１つの検出器
体（検出チャンネル）をなすので、隣合う一対の放射線検出器を放射線進行方向に長く形
成された１つの検出器体（検出チャンネル）としてそれぞれ使用することができ、放射線
を捕捉しやすい。
また、このような放射線検出器が配線基板上に設けられた検出モジュールを使用するこ
とにより、被検体に対して得られる画像の空間分解能に優れ、放射線の捕捉性能に優れた
核医学診断装置が得られる。 The radiation detector is arranged in the radiation traveling direction on the wiring board, and further, a semiconductor detection element having a cathode electrode on one surface and an anode electrode on the other surface is orthogonal to the radiation traveling direction. Since a plurality are arranged in parallel in the direction, it can be configured to detect radiation for each radiation detector in a direction orthogonal to the radiation traveling direction. Therefore, the detection area can be subdivided in the direction orthogonal to the radiation traveling direction,
Spatial resolution can be increased. In addition, the radiation detector is electrically connected to either one of the cathode electrode and the anode electrode between the radiation detector and another radiation detector adjacent to the radiation traveling direction on the wiring board. Since one detector body (detection channel) is paired with another radiation detector, each pair of adjacent radiation detectors is formed as one detector body (detection channel) formed long in the radiation traveling direction. Can be used and easy to capture radiation.
In addition, by using a detection module in which such a radiation detector is provided on a wiring board, a nuclear medicine diagnostic apparatus having excellent spatial resolution of an image obtained for a subject and excellent radiation capturing performance is provided. can get.

本発明によれば、チャンネル数を増やすことなく空間分解能を向上でき、診断を向上す
ることができる放射線検出モジュール、プリント基板および核医学診断装置が得られる。 According to the present invention, it is possible to obtain a radiation detection module, a printed circuit board, and a nuclear medicine diagnostic apparatus that can improve spatial resolution and increase diagnosis without increasing the number of channels.

次に、検出チャンネルを備えた放射線検出モジュールが適用される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。
本実施形態のＰＥＴ装置は、図１（ａ）に示すように、ＰＥＴ撮像装置１、被検体（被
検診者）Ｈを支持するベッド３１、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において、被検体Ｈは、長手方向に移動可能なベッド
３１に載せられて、それらのユニット基板Ｕによって取り囲まれる計測空間３２内に挿入
される。 Next, a PET apparatus which is a preferred embodiment as a nuclear medicine diagnosis apparatus to which a radiation detection module having a detection channel is applied will be described in detail with reference to the drawings as appropriate.
As shown in FIG. 1A, the PET apparatus according to this embodiment includes a PET imaging apparatus 1, a bed 31 that supports a subject (examinee) H, a data processing apparatus (computer or the like) 2, and a display apparatus 3. I have. In the PET imaging apparatus 1, the subject H is placed on a bed 31 movable in the longitudinal direction and inserted into a measurement space 32 surrounded by the unit substrates U.

（ＰＥＴ装置）
ＰＥＴ撮像装置１は、ベッド３１が挿入される計測空間（計測領域）３２を取り囲んで
、周方向に多数配置されるユニット基板（プリント基板）Ｕを有する。ユニット基板Ｕは
、図１（ｂ）に示すように、計測空間３２の軸方向（ベッド３１の長手方向（図１（ａ）
参照））にも複数個配置される。ユニット基板Ｕは、図２（ａ）（ｂ）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、図２（ａ）に示すよ
うに、配線基板２４上に、複数の半導体放射線検出器（以下では単に、検出器という）２
１を備える。検出器２１は、被検体Ｈの体内から放出されるγ線を検出する。本実施形態
では、検出モジュール２０Ａの配線基板２４上に、放射線進行方向と直交する方向（図２
（ａ）において矢印Ｘ方向、以下単にＸ方向という）および放射線進行方向（図２（ａ）
において矢印Ｙ方向、以下単にＹ方向という）に、複数の検出器２１が整然と配置された
構成となっている。本実施形態では、Ｘ方向に配置される検出器２１同士の間隔が、Ｙ方
向に配置される検出器２１同士の間隔よりも狭い間隔とされており、検出器２１がＸ方向
に稠密配置されている。ここで、Ｘ方向は、ＰＥＴ撮像装置１において周方向にあたり、
また、Ｙ方向は、ＰＥＴ撮像装置１において半径方向（放射線進行方向）にあたる（図１
（ａ）参照）。配線基板２４上において、１つの検出チャンネル２１Ａは、Ｙ方向に隣合
う一対の検出器２１のアノード電極Ａ同士が電気的に相互に接続されて構成される。この
検出チャンネル２１Ａは放射線進行方向に細長く伸びている。Ｙ方向は検出器２１の配置
領域から信号処理回路（アナログＡＳＩＣ２８）の配置領域に向かう方向であるとも言え
、Ｘ方向はその方向と直交する方向であるとも言える。 (PET device)
The PET imaging apparatus 1 has a unit substrate (printed substrate) U that surrounds a measurement space (measurement region) 32 in which a bed 31 is inserted and is arranged in the circumferential direction. As shown in FIG. 1B, the unit substrate U has an axial direction of the measurement space 32 (longitudinal direction of the bed 31 (FIG. 1A).
Also see))). As shown in FIGS. 2A and 2B, the unit substrate U includes a radiation detection module (hereinafter referred to as a detection module) 20A and an integrated circuit substrate (hereinafter referred to as an ASIC substrate) 20B. As shown in FIG. 2A, the detection module 20A includes a plurality of semiconductor radiation detectors (hereinafter simply referred to as detectors) 2 on a wiring board 24.
1 is provided. The detector 21 detects γ rays emitted from the body of the subject H. In the present embodiment, a direction orthogonal to the radiation traveling direction (FIG. 2) is formed on the wiring board 24 of the detection module 20A.
In (a), the direction of the arrow X (hereinafter simply referred to as the X direction) and the radiation traveling direction (FIG. 2 (a)).
In this case, a plurality of detectors 21 are arranged in an orderly manner in the arrow Y direction (hereinafter simply referred to as the Y direction). In this embodiment, the interval between the detectors 21 arranged in the X direction is set to be smaller than the interval between the detectors 21 arranged in the Y direction, and the detectors 21 are densely arranged in the X direction. ing. Here, the X direction corresponds to the circumferential direction in the PET imaging apparatus 1,
Further, the Y direction corresponds to the radial direction (radiation traveling direction) in the PET imaging apparatus 1 (FIG. 1).
(See (a)). On the wiring substrate 24, one detection channel 21A is configured by electrically connecting the anode electrodes A of a pair of detectors 21 adjacent in the Y direction to each other. The detection channel 21A is elongated in the radiation traveling direction. It can be said that the Y direction is a direction from the arrangement region of the detector 21 toward the arrangement region of the signal processing circuit (analog ASIC 28), and the X direction is a direction orthogonal to the direction.

ＡＳＩＣ基板２０Ｂは、検出されたγ線の波高値、検出時刻を計測するための特定用途
向け集積回路（ＡＳＩＣ２８，２９）を有しており、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。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。 The ASIC substrate 20B has an application specific integrated circuit (ASIC 28, 29) for measuring the detected peak value and detection time of the γ-ray, and the detected peak value and detection time of the radiation (γ-ray). Is supposed to measure. The integrated circuit includes a plurality of signal processing devices that process radiation detection signals.

次に、ＰＥＴ撮像装置１における細部の説明を行う。
（検出器集合体）
本実施形態に適用される検出器集合体４１を説明する。検出器集合体４１は２つの検出
器２１を有する。各検出器２１は、２枚の半導体検出素子（以下、検出素子という、図３
（ａ）参照）２１１と、導電部材２２，２３（図３（ｂ）参照）とを有する。検出素子２
１１は、図３（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と
、その両側面の全面にわたって、蒸着法等により形成された薄い膜状の電極とからなる。
検出素子２１１の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。
各検出器２１は、検出素子２１１がアノードＡ同士が互いに向き合うようにＸ方向に並列
に配置され、導電部材２３がそれらのアノードＡ間に配置されて導電性接着剤によりそれ
らのアノードＡに取り付けられて構成される。それらのアノードＡは導電部材２３により
電気的に接続される。また、検出器２１の各検出素子２１１のそれぞれのカソードＣには
、導電接着剤にて導電部材２２がそれぞれ取り付けられる。検出器集合体４１において、
２つの検出器２１の隣り合うカソードＣの間に位置する導電部材２２は、それらの検出器
２１で共用され、それらのカソードＣに接続されている。検出器集合体４１においては、
４枚の検出素子２１１にそれぞれ設けられたアノードＡとカソードＣとが交互に配置され
、導電部材２２および導電部材２３も交互に配置されている。 Next, details of the PET imaging apparatus 1 will be described.
(Detector assembly)
The detector assembly 41 applied to this embodiment will be described. The detector assembly 41 has two detectors 21. Each detector 21 includes two semiconductor detection elements (hereinafter referred to as detection elements, FIG. 3).
(See (a)) 211 and conductive members 22 and 23 (see FIG. 3B). Detection element 2
As shown in FIG. 3A, 11 includes a semiconductor element S made of a plate-like semiconductor material and thin film-like electrodes formed by vapor deposition or the like over the entire surfaces of both sides thereof.
An electrode formed on one surface of the detection element 211 is an anode electrode (hereinafter referred to as an anode) A
The electrode formed on the other surface is a cathode electrode (hereinafter referred to as cathode) C.
In each detector 21, detection elements 211 are arranged in parallel in the X direction so that the anodes A face each other, and a conductive member 23 is arranged between the anodes A and is attached to the anodes A with a conductive adhesive. Configured. Those anodes A are electrically connected by a conductive member 23. In addition, a conductive member 22 is attached to each cathode C of each detection element 211 of the detector 21 with a conductive adhesive. In the detector assembly 41,
The conductive member 22 positioned between the adjacent cathodes C of the two detectors 21 is shared by the detectors 21 and connected to the cathodes C. In the detector assembly 41,
The anodes A and cathodes C provided on the four detection elements 211 are alternately arranged, and the conductive members 22 and the conductive members 23 are also alternately arranged.

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、カソードＣに主にＰｔ、アノードＡに
主にＩｎ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３（ａ）参照）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（以下、バイアス電圧と呼ぶ）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はバイアス電圧を印加する電極である。半導体素子Ｓの
厚さ（電極間距離）ｔは、０．２ｍｍ〜２ｍｍが好ましい。 The semiconductor element S is a region that generates charges by interacting with radiation, and CdTe,
It is made of any single crystal such as CdZnTe or GaAs. The cathode C and the anode A are made of any material such as Pt, Au, and In. In the present embodiment, the detection element 211 uses, for example, CdTe for the semiconductor element S, Pt for the cathode C, and In for the anode A, and forms a pn junction diode.
Here, the relationship between the time at the thickness t of the semiconductor element S (see FIG. 3A) and the peak value curve will be described. When the reverse bias voltage (hereinafter referred to as the bias voltage) of the pn junction applied between the cathode C and the anode A is the same value, the semiconductor element S having a smaller thickness t has a faster increase (rise) of the crest value. The accuracy (energy resolution) of the peak value increases. When the crest value rises quickly, for example, the accuracy of simultaneous measurement in the PET imaging apparatus 1 (simultaneous counting resolution)
Will improve. The semiconductor element S having a small thickness t has a higher crest value rise rate and higher energy resolution (improves the charge collection efficiency) because the time for the electrons to reach the anode A and the holes for the cathode C This is because the time for arriving at is reduced, that is, the charge collection time is shortened. In addition, the holes that may disappear in the middle can reach the cathode C without disappearing because the thickness t is thin. Incidentally, the thickness t can also be expressed as an interelectrode distance between the cathode C and the anode A. The anode A is an electrode for extracting a radiation detection signal, and the cathode C is an electrode for applying a bias voltage. The thickness (interelectrode distance) t of the semiconductor element S is preferably 0.2 mm to 2 mm.

導電部材２２，２３は、例えば、銅（もしくは銅を主成分とする材料、例えば、りん青
銅等）の平板であり、検出素子２１１の各電極と同じ大きさである。導電部材２２、２３
は、放射線を検出しない不感領域であるため、薄く形成されるとともに、検出信号が良好
に出力される厚さ、例えば、１０μｍから１００μｍ程度が望ましく、主として５０μｍ
程度がよい。導電部材２２，２３は、検出器チャンネル２１Ａを構成するための接続部２
２Ａ，２３Ａ（図３（ｂ）参照）を有している。この例では、後記するようにＹ方向にお
いて隣り合う各検出器２１の接続部２３Ａ同士が電気的に相互に接続される。接続部２２
Ａ，２３Ａは、半導体素子Ｓよりも外側（側方、図２（ａ）中矢印Ｙ方向）に張り出す張
出部２２ａ，２３ａと、この張出部２２ａ，２３ａから垂下された端子部２２ｂ，２３ｂ
とを有する。具体的には、カソードＣに接続された導電部材２２の張出部２２ａは、検出
器集合体４１において、各検出器２１の一方の側面（図３（ｃ）では左側）に位置する。
アノードＡに接続された導電部材２３の張出部２３ａは、その側面と反対側となる、各検
出器２１の他方の側面（図３（ｃ）では右側）に位置する。つまり、検出器２１は、一方
の側面に３つの張出部２２ａ（図３（ｃ）では１つのみ図示）、および他方の側面に２つ
の張出部２３ａを有している。端子部２２ｂ，２３ｂは、後記する配線基板２４上の接続
部材ＡＰまたは接続部材ＣＰに電気的に接続するための折曲部２２ｃ，２３ｃを有してい
る。 The conductive members 22 and 23 are, for example, copper (or a copper-based material such as phosphor bronze), and have the same size as each electrode of the detection element 211. Conductive members 22, 23
Is a non-sensitive region that does not detect radiation, and is preferably formed to be thin and have a thickness at which a detection signal is output satisfactorily, for example, about 10 μm to 100 μm, mainly 50 μm.
The degree is good. The conductive members 22 and 23 are connected portions 2 for constituting the detector channel 21A.
2A and 23A (see FIG. 3B). In this example, as will be described later, the connecting portions 23A of the detectors 21 adjacent in the Y direction are electrically connected to each other. Connection unit 22
A and 23A are projecting portions 22a and 23a projecting outward from the semiconductor element S (sideward, in the direction of arrow Y in FIG. 2A), and terminal portions 22b suspended from the projecting portions 22a and 23a. , 23b
And have. Specifically, the overhanging portion 22a of the conductive member 22 connected to the cathode C is located on one side surface (left side in FIG. 3C) of each detector 21 in the detector assembly 41.
The overhanging portion 23a of the conductive member 23 connected to the anode A is located on the other side surface (right side in FIG. 3C) of each detector 21, which is opposite to the side surface. That is, the detector 21 has three overhanging portions 22a (only one is shown in FIG. 3C) on one side surface and two overhanging portions 23a on the other side surface. The terminal portions 22b and 23b have bent portions 22c and 23c for electrically connecting to a connection member AP or a connection member CP on the wiring board 24 described later.

このように導電部材２２，２３は、検出器２１を配線基板２４へ固定するための固定部
材としての役割も果たしている。特に、張出部２２ａ，２３ａは、検出器２１を配線基板
２４に取り付ける固定部となる。なお、導電部材２２，２３の材質は、銅に限定する必要
はなく、アルミニウムまたはアルミニウム合金でもよく、その形状は板状である必要はな
い。さらに、導電部材２２，２３の大きさは検出素子２１１の電極と同じ大きさであるこ
とが望ましいが、全く同じ大きさである必要はない。
また、端子部２２ｂ，２３ｂは、図３（ｂ）に示すように、張出部２２ａ，２３ａの張
り出し量よりも小さな張り出し量となるように幅狭に形成されている。これにより、端子
部２２ｂ，２３ｂの部位において、γ線が散乱するのを極力少なくすることができる。ま
た、端子部２２ｂ，２３ｂが幅狭に形成されている分、配線基板２４から検出器２１に伝
わる熱が少なくなり、検出器２１の安定性が向上する。
本実施形態では、このような端子部２２ｂ，２３ｂにより、検出器２１が配線基板２４
から若干浮き上がる状態に取り付けられる。つまり、検出器２１は、検出素子２１１の各
底面部が配線基板２４に非密着状態に取り付けられる。これにより、検出器２１を装着す
る際に、検出器２１が配線基板２４上で擦れて傷つくのを防止することができる。また、
検出器２１と配線基板２４との間に異部材（ほこり等）が挟まるなどして絶縁性が低下し
た状態で検出器２１が配線基板２４に取り付けられるのを、積極的に防止することができ
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。 Thus, the conductive members 22 and 23 also serve as a fixing member for fixing the detector 21 to the wiring board 24. In particular, the overhang portions 22 a and 23 a serve as a fixing portion for attaching the detector 21 to the wiring board 24. Note that the material of the conductive members 22 and 23 is not limited to copper, and may be aluminum or an aluminum alloy, and the shape does not need to be a plate shape. Furthermore, the conductive members 22 and 23 are preferably the same size as the electrodes of the detection element 211, but need not be exactly the same size.
Further, as shown in FIG. 3B, the terminal portions 22b and 23b are formed to be narrow so as to have a protruding amount smaller than the protruding amount of the protruding portions 22a and 23a. Thereby, it is possible to minimize the scattering of γ rays at the portions of the terminal portions 22b and 23b. Further, since the terminal portions 22b and 23b are formed narrow, heat transmitted from the wiring board 24 to the detector 21 is reduced, and the stability of the detector 21 is improved.
In the present embodiment, the detector 21 is connected to the wiring board 24 by such terminal portions 22b and 23b.
It is attached to the state where it floats slightly. That is, in the detector 21, each bottom surface portion of the detection element 211 is attached to the wiring board 24 in a non-contact state. Thereby, it is possible to prevent the detector 21 from being rubbed and damaged on the wiring board 24 when the detector 21 is mounted. Also,
It is possible to positively prevent the detector 21 from being attached to the wiring board 24 in a state in which the insulating property is lowered due to a different member (dust or the like) being sandwiched between the detector 21 and the wiring board 24. . Note that an insulating material (not shown) may be coated on the bottom surface of the detector 21 to further prevent unexpected dielectric breakdown.

このような導電部材２２，２３を有する検出器２１は、Ｙ方向に隣合う一対の検出器２
１のアノードＡ（図３（ｃ）参照、以下、同じ）同士が導電部材２３，２３の接続部２３
Ａ，２３Ａを介して電気的に相互に接続されて１つの検出チャンネル２１Ａを構成する。
そのような構成において、Ｙ方向に隣合う検出器２１は、アノードＡに接続された導電部
材２３の接続部２３Ａ同士が対向する位置関係となるように、配線基板２４上に取り付け
られる。具体的には、図４、図５に示すように、検出器２１は、配線基板２４の表面に設
けられたアノードＡ用の接続部材（例えば、配線基板のパッド）ＡＰに接続部２３Ａの端
子部２３ｂ（図４（ａ）では不図示、以下同じ）を、カソードＣ用の接続部材ＣＰに接続
部２２Ａの端子部２２ｂ（図４（ａ）では不図示、以下同じ）を、それぞれ導電性の接着
剤２５により電気的に接続された状態で、配線基板２４に設置される。つまり、Ｙ方向に
隣合う一対の検出器２１は、配線基板２４上の接続部材ＡＰを介して、相互に向かい合う
状態の接続部２３Ａ同士が電気的に相互に接続される。 The detector 21 having such conductive members 22 and 23 is a pair of detectors 2 adjacent in the Y direction.
One anode A (see FIG. 3 (c), the same applies hereinafter) are connected to each other at the connecting portion 23 of the conductive members 23, 23.
A detection channel 21A is configured by being electrically connected to each other via A and 23A.
In such a configuration, the detectors 21 adjacent to each other in the Y direction are mounted on the wiring board 24 so that the connection portions 23A of the conductive members 23 connected to the anode A are opposed to each other. Specifically, as shown in FIGS. 4 and 5, the detector 21 connects the terminal of the connection portion 23 </ b> A to the connection member AP for anode A (for example, a pad of the wiring substrate) provided on the surface of the wiring substrate 24. The portion 23b (not shown in FIG. 4A, the same applies hereinafter) is electrically connected to the connecting member CP for the cathode C and the terminal portion 22b of the connecting portion 22A (not shown in FIG. 4A, the same applies hereinafter). The wiring board 24 is installed in a state where it is electrically connected by the adhesive 25. That is, the pair of detectors 21 adjacent to each other in the Y direction are electrically connected to each other at the connection portions 23 </ b> A that face each other via the connection member AP on the wiring board 24.

このように、Ｙ方向に隣合う検出器２１のそれぞれのアノードＡ同士が接続部材ＡＰを
介して相互に接続されることにより、Ｘ方向に２つの検出チャンネル２１Ａが構成される
。これらの検出チャンネル２１Ａは、それぞれの接続部材ＡＰから検出信号をそれぞれ出
力する。配線基板２４の片面には、Ｘ方向において、３２個の検出チャンネル２１Ａが設
置される。ここで、このような検出器チャンネル２１Ａを構成せず、Ｙ方向に単に２つの
検出器集合体４１を配置した構成例と本実施形態とを比べると、出力される検出信号の数
は、２つであるので同じであるが、本実施形態は、２つの検出器集合体４１で構成される
２つの検出チャンネル２１Ａにおいてγ線を検出することが可能となっている点が大きく
異なっている。その結果、Ｘ方向におけるチャンネル数が倍になるため、Ｘ方向における
分解能が倍になる。一方、前記したように出力される検出信号の数は、検出チャンネル２
１Ａを構成しないときと変わらないので、検出チャンネル２１Ａを構成したことによって
信号処理回路の数を増加する必要は無い。つまり、放射線を検出する領域の細分化にとも
なって、チャンネル数が増加するという事態が生じなく、既存のチャンネル数（検出チャ
ンネル２１Ａを構成しないときのチャンネル数）をそのまま使用して空間分解能を向上さ
せることができるようになる。
また、Ｙ方向において、検出チャンネル２１Ａが細長く形成されるので、放射線捕捉能
力に優れた検出モジュール２０Ａが構築できる。なお、検出器集合体４１をＸ方向にさら
に分割して（例えば、検出素子２１１を１枚単位にして）、Ｙ方向で隣合う検出器２１を
電気的にそれぞれ相互に接続して検出チャンネルを構成し、これらから信号を出力するよ
うに構成することも可能ではある。しかし、そのように構成すると、Ｙ方向で隣合う一対
の検出器集合体４１からは、計４つの信号が出力されることとなり、結果として、検出信
号のチャンネル数が増加することとなるので好ましくない。この点、本実施形態では、前
記のように、Ｙ方向で隣合う一対の検出器２１で構成されるそれぞれの検出チャンネル２
１Ａからそれぞれ検出信号が出力されることとなる。このため、実質的にチャンネル数を
増やさずに空間分解能の向上および放射線捕捉の向上を図ることができ、小さながんの発
見を可能にする高精度の診断を行うことができる。しかも、信号処理回路（信号処理装置
）の増設にともなう配線基板２４の大型化を回避することができ、消費電力の増大化、信
号処理回路の高発熱を生じることがない。 As described above, the anodes A of the detectors 21 adjacent to each other in the Y direction are connected to each other via the connection member AP, so that two detection channels 21A are configured in the X direction. These detection channels 21A output detection signals from the respective connection members AP. On one side of the wiring board 24, 32 detection channels 21A are installed in the X direction. Here, when this embodiment is compared with a configuration example in which such a detector channel 21A is not configured and two detector aggregates 41 are simply arranged in the Y direction, the number of detection signals to be output is 2 However, the present embodiment is largely different in that γ rays can be detected in the two detection channels 21A formed by the two detector assemblies 41. As a result, since the number of channels in the X direction is doubled, the resolution in the X direction is doubled. On the other hand, the number of detection signals output as described above is the detection channel 2
Since 1A is not configured, it is not necessary to increase the number of signal processing circuits by configuring the detection channel 21A. In other words, there is no situation where the number of channels increases as the radiation detection area is subdivided, and the existing channel number (the number of channels when the detection channel 21A is not configured) is used as it is to improve the spatial resolution. To be able to.
In addition, since the detection channel 21A is formed elongated in the Y direction, the detection module 20A having excellent radiation capturing capability can be constructed. The detector assembly 41 is further divided in the X direction (for example, the detection elements 211 are in units of one), and the detectors 21 adjacent to each other in the Y direction are electrically connected to each other to form a detection channel. It is also possible to configure and output signals from these. However, such a configuration is preferable because a total of four signals are output from a pair of detector assemblies 41 adjacent in the Y direction, resulting in an increase in the number of channels of detection signals. Absent. In this regard, in the present embodiment, as described above, each detection channel 2 including the pair of detectors 21 adjacent in the Y direction.
Detection signals are output from 1A. For this reason, it is possible to improve spatial resolution and capture of radiation without substantially increasing the number of channels, and to perform highly accurate diagnosis that enables detection of small cancers. In addition, it is possible to avoid an increase in the size of the wiring board 24 due to an increase in the number of signal processing circuits (signal processing devices), and there is no increase in power consumption and high heat generation in the signal processing circuit.

複数の接続部材ＡＰは、図４に示すように、Ｙ方向に隣合う一対の検出器２１の間に設
置されている。各接続部材ＡＰには、配線基板２４に埋設された信号線（配線）２４ｂが
それぞれ接続される。これにより、各検出チャンネル２１Ａから出力されたγ線検出信号
がそれぞれの信号線２４ｂを通して出力される。各信号線２４ｂは、配線基板２４の端部
に設けられた複数の端子３４に別々に接続されている。 As shown in FIG. 4, the plurality of connection members AP are installed between a pair of detectors 21 adjacent in the Y direction. A signal line (wiring) 24b embedded in the wiring board 24 is connected to each connection member AP. Thereby, the γ-ray detection signal output from each detection channel 21A is output through each signal line 24b. Each signal line 24 b is separately connected to a plurality of terminals 34 provided at the end of the wiring board 24.

また、４つの接続部材ＣＰは、配線基板２４のＹ方向（図４（ａ）における左右方向）
に、接続部材ＡＰを間に挟む状態に並列に配置される。全ての接続部材ＣＰには、配線基
板２４に埋設された配線２４ａにより短絡された状態で、同一の電位が与えられる。配線
２４ａは、配線基板２４の端部に設けられた端子３３に接続される。 Further, the four connecting members CP are in the Y direction of the wiring board 24 (the left-right direction in FIG. 4A).
In addition, they are arranged in parallel with the connection member AP sandwiched therebetween. All connection members CP are given the same potential in a state of being short-circuited by the wiring 24 a embedded in the wiring substrate 24. The wiring 24 a is connected to a terminal 33 provided at the end of the wiring substrate 24.

本実施形態では、前記のように、Ｙ方向に配置された一列６個の検出器２１が、Ｙ方向
で隣合う２つの検出器２１同士において、導電部材２３（アノードＡに接続）の接続部２
３Ａ同士が向かい合う状態となるように配置されて接着剤２５（図５参照）により該当す
る接続部材ＡＰに取り付けられる。また、それぞれの検出器２１の接続部２２Ａが接着剤
２５により接続部材ＣＰに取り付けられる。ここで、４つの接続部材ＣＰのうち、中央に
位置する２つの接続部材ＣＰ１をそれぞれ挟んで両側に配置される２つの検出器２１は、
それぞれの導電部材２２（カソードＣに接続）の接続部２２Ａが向かい合った状態となる
。つまり、それらの接続部材ＣＰ１は、これらを挟んでＹ方向で両側に配置される検出チ
ャンネル２１Ａで共用される。 In the present embodiment, as described above, the six detectors 21 arranged in a row in the Y direction are connected to the conductive member 23 (connected to the anode A) in the two detectors 21 adjacent in the Y direction. 2
It arrange | positions so that 3A may face each other, and it is attached to applicable connection member AP with the adhesive agent 25 (refer FIG. 5). Further, the connection portions 22A of the respective detectors 21 are attached to the connection member CP by the adhesive 25. Here, of the four connection members CP, the two detectors 21 arranged on both sides sandwiching the two connection members CP1 located at the center,
The connection portions 22A of the respective conductive members 22 (connected to the cathode C) face each other. That is, these connection members CP1 are shared by the detection channels 21A arranged on both sides in the Y direction across these.

接着剤２５としては、導電ペースト、半田等を採用することができる。故障等の異常状
態になった検出器２１、本実施形態では検出器集合体４１を配線基板２４からの取り外す
利便を考慮した場合、接着剤２５は、熱可塑性接着剤を用いるのが好ましい。 As the adhesive 25, a conductive paste, solder, or the like can be used. In consideration of the convenience of removing the detector 21 in an abnormal state such as a failure, in this embodiment, the detector assembly 41 from the wiring board 24, the adhesive 25 is preferably a thermoplastic adhesive.

なお、検出器は、並列に配置された各半導体素子Ｓが前記の厚さｔ（０．２〜２ｍｍ、
図３（ａ）参照）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
程度である。
以上のような２つの検出器２１を用いた検出チャンネル２１Ａの構成は、半導体素子Ｓ
の厚さｔ（図３（ａ）参照）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γ線の量を少なくして、半導体素子Ｓとγ線との相互作用を増やすためである（γ線
のカウント数を増やすためである）。γ線のカウント数の増加は検出チャンネル２１Ａの
感度を向上させることになる。 In the detector, each semiconductor element S arranged in parallel has the thickness t (0.2 to 2 mm,
3), and the thickness of the cathode C and the anode A is at most several μm.
Degree.
The configuration of the detection channel 21A using the two detectors 21 as described above is based on the semiconductor element S.
The thickness t (see FIG. 3A) is reduced to increase the charge collection efficiency, increase the crest value rising speed to improve the energy resolution, and pass through the parallel arrangement of the semiconductor elements S. This is because the amount of γ rays is reduced to increase the interaction between the semiconductor element S and γ rays (to increase the count of γ rays). Increasing the count number of γ rays improves the sensitivity of the detection channel 21A.

ここで、検出チャンネル２１Ａによるγ線の検出原理の概略を説明する。Ｙ方向から検
出チャンネル２１Ａにγ線が入射して、γ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γ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、検出チャンネル２１Ａ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、直流高圧電源（図示せず）からの電荷収集用のバイアス電圧
（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、正孔
は、電極に到達する前に途中で捕獲（トラップ）されることもある。
検出チャンネル２１Ａにおいては、アノードＡ間に配置された導電部材２３、およびカ
ソードＣに取り付けられた導電部材２２は、γ線を検出しない不感領域となる。なお、ア
ノードＡおよびカソードＣも不感領域である。 Here, an outline of the principle of detection of γ rays by the detection channel 21A will be described. When γ rays enter the detection channel 21A from the Y direction and the γ rays interact with the semiconductor element S, holes and electrons are paired into the energy of the γ rays. Produced in proportion. Incidentally, the cathode C of the detection element 211 constituting the detection channel 21A.
And a bias voltage for collecting charges from a DC high-voltage power supply (not shown) (for example, cathode C is −500 V and anode A is close to the ground potential,
A reverse applied voltage is applied to the cathode C so that the anode A is increased by 500V. For this reason, holes corresponding to positive charges are attracted and moved to the cathode C, and electrons that are negative charges are attracted and moved to the anode A. When these holes and electrons are compared, the ease of movement (mobility) is relatively large, so that the electrons reach the anode A in a relatively short time. On the other hand, since the holes are relatively less likely to move, the holes reach the cathode C over time. Incidentally, holes may be trapped in the middle before reaching the electrodes.
In the detection channel 21A, the conductive member 23 disposed between the anodes A and the conductive member 22 attached to the cathode C are insensitive areas where γ rays are not detected. Note that the anode A and the cathode C are also insensitive areas.

検出チャンネル２１Ａの上記した配置により、検出モジュール２０Ａの配線基板２４上
に配置されるチャンネル数は、図２（ａ），（ｂ）に示すように、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）に３ｃｈ、Ｙ方
向と直交するＸ方向（ＰＥＴ撮像装置１の周方向）に３２ｃｈ、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）に２ｃｈ（配線基板２４の両面
）となるる。検出チャンネル２１Ａは、配線基板２４の片面に合計９６個、その両面合計
１９２個が設置されることになる。
本実施形態の検出モジュール２０Ａにおいては、以下に説明するような３つの構成によ
り、検出器２１の配置密度が高められ、そのことによって、検出チャンネル２１Ａの高精
度化が図られている。
第１の構成は、接続部２２Ａ，２３ＡがＹ方向を向くように各検出器２１を配置してい
ることである。これにより、Ｘ方向にそれらの接続部２２Ａ，２３Ａが向けられないので
、Ｘ方向における検出器２１の相互間の隙間を狭くできる。これにより、Ｙ方向に隣合う
検出器２１で、検出チャンネル２１Ａが構成されていることと相俟って、被検体Ｈ（図１
（ａ）参照）の体軸回り方向（Ｘ方向）の分解能を向上させることができる。
また、第２の構成は、Ｘ方向において、各検出器２１が同極の電極（例えばカソードＣ
）同士が向かい合うように配置されていることにより各検出器２１が構成されていること
である。この配置によって、Ｘ方向における検出器２１の相互間の絶縁を軽減できるため
、Ｘ方向における検出器２１の相互間の隙間を狭くすることが可能である。特に、Ｘ方向
に配置された２つの検出器２１が１つのカソードＣを共用している検出器集合体４１を構
成することによって、Ｘ方向における検出器２１の稠密化を高めることができる。
さらに、第３の構成は、Ｙ方向において隣合う検出器２１は、同極の電極（アノードＡ
またはカソードＣ）に接続される接続部２２Ａ，２３Ａ（検出器２１の外部との電気的接
合部）が向かい合うように配置されていることである。この配置によって、Ｙ方向におけ
る検出器２１の相互間の絶縁を軽減できるため、Ｙ方向における検出器２１の相互間の隙
間を狭くでき、Ｙ方向における検出器２１の稠密化を図ることができる。 Due to the above-described arrangement of the detection channel 21A, the number of channels arranged on the wiring board 24 of the detection module 20A is as shown in FIGS. 2 (a) and 2 (b).
3ch in the Y direction (radial direction of the PET imaging device 1) heading from the first to the ASIC substrate 20B, 32ch in the X direction (circumferential direction of the PET imaging device 1) orthogonal to the Y direction, and Z which is the thickness direction of the wiring board 24 It becomes 2ch (both surfaces of the wiring board 24) in the direction (depth direction of the PET imaging device 1). A total of 96 detection channels 21A are installed on one side of the wiring board 24, and a total of 192 detection surfaces on both sides.
In the detection module 20A of the present embodiment, the arrangement density of the detectors 21 is increased by three configurations as described below, thereby achieving high accuracy of the detection channel 21A.
The first configuration is that the detectors 21 are arranged so that the connecting portions 22A and 23A face the Y direction. Thereby, since those connecting portions 22A and 23A are not directed in the X direction, the gap between the detectors 21 in the X direction can be narrowed. Thereby, coupled with the fact that the detector 21 adjacent in the Y direction forms the detection channel 21A, the subject H (FIG. 1)
The resolution in the direction around the body axis (see (a)) (see (a)) can be improved.
In the second configuration, each detector 21 has an electrode of the same polarity (for example, cathode C) in the X direction.
) The detectors 21 are configured by being arranged so as to face each other. With this arrangement, the insulation between the detectors 21 in the X direction can be reduced, so that the gap between the detectors 21 in the X direction can be reduced. In particular, by forming a detector assembly 41 in which two detectors 21 arranged in the X direction share one cathode C, it is possible to increase the density of the detectors 21 in the X direction.
Further, in the third configuration, the detectors 21 adjacent in the Y direction have the same polarity electrode (anode A).
Alternatively, the connection portions 22A and 23A (electrical connection portions with the outside of the detector 21) connected to the cathode C) are arranged to face each other. With this arrangement, insulation between the detectors 21 in the Y direction can be reduced, so that the gap between the detectors 21 in the Y direction can be narrowed, and the detectors 21 can be densified in the Y direction.

前記第１および第２の構成では、それぞれ、Ｘ方向における検出器２１の相互間の隙間
が狭くなるため、ベッド３１上の被検体Ｈの体内から放出されたγ線が、図２（ａ）にお
いて下方から上方（Ｙ方向、即ち、ＰＥＴ撮像装置１の半径方向（図１（ａ），（ｂ）参
照）に進行する場合において、検出器２１によって検出されないで素通りするγ線（隣合
う検出器２１間に形成される隙間を通過するγ線）の割合を減らすことができる。したが
って、第１および第２の構成のそれぞれによって、γ線の検出効率が高められ、得られる
画像の空間分解能も向上される。また、検査時間を短くすることができるという利点も得
られる。
また、前記第３の構成では、Ｙ方向における検出器２１の相互間の隙間が狭くなるため
、Ｙ方向で配線基板２４に対して斜めに進行するγ線の、Ｙ方向における検出器２１の相
互間の隙間を素通りする割合が減少される。したがって、この第３の構成も、第１および
第２の構成と同様に、γ線の検出効率を増大でき、得られる画像の空間分解能を向上させ
ることができる。また、検診時間の短縮にも貢献する。
このように、第１、第２および第３の構成を有する検出モジュール２０Ａでは、γ線の
検出効率を増大することができ、画像の空間分解能を向上することができる。 In the first and second configurations, the gap between the detectors 21 in the X direction is narrowed, so that γ-rays emitted from the body of the subject H on the bed 31 are converted into FIG. , When traveling in the Y direction (ie, in the radial direction of the PET imaging apparatus 1 (see FIGS. 1A and 1B)), the gamma rays that pass through without being detected by the detector 21 (adjacent detection) The ratio of γ rays passing through the gap formed between the vessels 21 can be reduced, so that the detection efficiency of γ rays is increased by each of the first and second configurations, and the spatial resolution of the obtained image There is also an advantage that the inspection time can be shortened.
In the third configuration, since the gap between the detectors 21 in the Y direction is narrowed, the γ rays traveling obliquely with respect to the wiring board 24 in the Y direction are mutually connected in the Y direction. The rate of passing through the gaps between them is reduced. Therefore, the third configuration can also increase the detection efficiency of γ rays and improve the spatial resolution of the obtained image, similarly to the first and second configurations. It also contributes to shortening the examination time.
Thus, in the detection module 20A having the first, second, and third configurations, the detection efficiency of γ rays can be increased, and the spatial resolution of the image can be improved.

本実施形態では、検出器２１を配線基板２４の両面に設置しているので、検出器２１を
その片面にしか設置しない場合よりも、ＰＥＴ撮像装置１の奥行き方向（Ｚ方向）に配置
される配線基板２４の数を半減することができる。このため、Ｚ方向に、より密に検出器
２１を配置することができる。この場合にも、γ線の検出効率が増大し、画像の空間分解
能の向上に貢献する。また、検診時間もさらに短縮することができる。併せて、前記のよ
うに、配線基板２４（ユニット基板Ｕ）の枚数を半分に減らせるので、ユニット基板Ｕを
ＰＥＴ撮像装置１（図１参照）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。 In this embodiment, since the detectors 21 are installed on both sides of the wiring board 24, they are arranged in the depth direction (Z direction) of the PET imaging apparatus 1 as compared with the case where the detectors 21 are installed only on one side. The number of wiring boards 24 can be halved. For this reason, the detectors 21 can be arranged more densely in the Z direction. Also in this case, the detection efficiency of γ rays increases, which contributes to the improvement of the spatial resolution of the image. In addition, the examination time can be further shortened. In addition, as described above, since the number of wiring boards 24 (unit boards U) can be reduced by half, there is an advantage that the labor of mounting the unit boards U on the PET imaging apparatus 1 (see FIG. 1) can be saved. is there.

ところで、検出器２１は、絶縁材で被膜して絶縁破壊を回避することが好ましい。絶縁
材による皮膜は、検出モジュール２０Ａごと、シリコーンゴム等の絶縁材の中に浸して、
その後、乾燥することにより、数十ミクロンの厚さに形成することができる。この場合、
接続部２２Ａ，２３Ａの部分を除いて検出器２１を絶縁皮膜した後、それらの接続部２２
Ａ，２３Ａの端子部２２ｂ，２３ｂを配線基板２４の該当する接続部材ＡＰ，ＣＰに取り
付けるようにしてもよい。導電部材２２、２３は、それと相対する電極の接続部材ＡＰ，
ＣＰとの絶縁破壊の危険性を低減するため、検出素子２１１よりも小さく形成して、張出
部２２ａ，２３ａの一部を検出素子２１１間に位置させるようにしてもよい。 By the way, the detector 21 is preferably coated with an insulating material to avoid dielectric breakdown. The film made of an insulating material is immersed in an insulating material such as silicone rubber together with the detection module 20A.
Thereafter, the film can be formed to a thickness of several tens of microns by drying. in this case,
After the insulating film of the detector 21 is removed except for the connecting portions 22A and 23A, the connecting portions 22
The terminal portions 22b and 23b of A and 23A may be attached to the corresponding connecting members AP and CP of the wiring board 24. The conductive members 22, 23 are electrode connecting members AP,
In order to reduce the risk of dielectric breakdown with CP, it may be formed smaller than the detection element 211, and a part of the overhang portions 22 a and 23 a may be positioned between the detection elements 211.

また、図６（ａ）（ｂ）に示すように、Ｙ方向で隣合う検出器２１同士の接続部２２Ａ
，２３Ａをオーバラップさせた状態で、配線基板２４上における接続部材ＡＰにこれらを
接続するようにしてもよい。このように構成することで、Ｙ方向に検出器２１をより近接
配置することができ、Ｙ方向に検出器２１をより一層稠密に配置することができる。また
、配線基板２４上における接続部材ＡＰの形成面積を縮小化することができ、絶縁性の向
上を図ることができる。 Further, as shown in FIGS. 6A and 6B, the connecting portion 22A between the detectors 21 adjacent in the Y direction.
, 23A may be connected to the connection member AP on the wiring board 24 in a state where they are overlapped. With this configuration, the detectors 21 can be arranged closer to each other in the Y direction, and the detectors 21 can be arranged more densely in the Y direction. Moreover, the formation area of the connection member AP on the wiring board 24 can be reduced, and the insulation can be improved.

さらに、図７に示すように、各導電部材２３を隣合う検出器２１に亘る大きさに形成し
て検出器２１間で共用するようにしてもよい。このように構成することで、検出器２１間
のＹ方向の距離をさらに縮めることができ、検出器２１の配線基板２４での稠密実装を実
現できる。また、導電部材２３によって一対の検出器２１が連結されることとなるので、
検出チャンネル２１Ａの剛性が高まる。また、配線基板２４への実装の位置決めが行い易
く、取付精度が高められる。 Furthermore, as shown in FIG. 7, each conductive member 23 may be formed in a size that spans adjacent detectors 21 and shared between the detectors 21. With this configuration, the distance in the Y direction between the detectors 21 can be further reduced, and dense mounting of the detectors 21 on the wiring board 24 can be realized. In addition, since the pair of detectors 21 are connected by the conductive member 23,
The rigidity of the detection channel 21A is increased. Further, the mounting on the wiring board 24 can be easily positioned, and the mounting accuracy is improved.

また、図には示さないが、Ｘ方向に隣合う検出器集合体４１を、その両端に位置するカ
ソードＣを１枚の導電部材２２で共用するようにして、複数の検出器集合体４１を一体化
し、Ｘ方向により大きな検出器集合体４１を構成することも可能である。この構成により
、図２（ａ）のＸ方向に隣合う検出器集合体４１において隣接する導電部材２２（カソー
ドＣ）を１枚分ずつ減らすことができ、その減った分のスペースで、Ｘ方向における検出
器２１の個数を増大できる。したがって、検出器２１の配線基板２４での稠密実装を実現
できる。これは、検出器集合体４１を構成している検出素子２１１が偶数個で、かつ、各
検出器集合体４１の向かい合う端部に配置される電極をカソードＣにすることにより、実
現できる。
このようなＸ方向により大きな検出器集合体４１を用いた場合においても、Ｙ方向に隣
合う検出器２１のアノードＡ同士を導電部材２３，２３の接続部２３Ａ，２３Ａを介して
電気的に相互に接続することにより、複数の１つの大きな検出チャンネル２１Ａを構成す
ることができる。このような検出チャンネル２１Ａとすることにより、Ｘ方向およびＹ方
向での検出器２１の稠密配置が実現される。 Although not shown in the figure, a plurality of detector assemblies 41 are arranged such that the detector assemblies 41 adjacent in the X direction share the cathodes C located at both ends with one conductive member 22. It is also possible to integrate and configure a larger detector assembly 41 in the X direction. With this configuration, the adjacent conductive members 22 (cathodes C) in the detector assemblies 41 adjacent to each other in the X direction in FIG. 2A can be reduced one by one, and the reduced space can be used in the X direction. The number of detectors 21 can be increased. Therefore, dense mounting of the detector 21 on the wiring board 24 can be realized. This can be realized by using an even number of detection elements 211 constituting the detector assembly 41 and using cathodes C as the electrodes disposed at opposite ends of the detector assemblies 41.
Even when such a large detector assembly 41 in the X direction is used, the anodes A of the detectors 21 adjacent in the Y direction are electrically connected to each other via the connecting portions 23A and 23A of the conductive members 23 and 23. A plurality of large detection channels 21A can be configured by connecting to the. By using such a detection channel 21A, dense arrangement of the detectors 21 in the X direction and the Y direction is realized.

（ユニット基板）
ユニット基板Ｕの詳細構造を、図２（ａ），（ｂ）を用いて説明する。ユニット基板Ｕ
は、検出チャンネル２１Ａ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。 (Unit board)
The detailed structure of the unit substrate U will be described with reference to FIGS. Unit board U
The detection module 20A in which the detection channel 21A is installed as described above, and the ASIC
And a substrate 20B. The ASIC board 20 </ b> B includes a capacitor 26, a resistor 27, an analog ASIC 28, and a digital ASIC 29.

（検出モジュール）
検出モジュール２０Ａは、図４に示すように、複数の検出器２１が配線基板２４上に設
置されて検出チャンネル２１Ａを形成することで構成される。検出器２１のアノードＡと
カソードＣの間には、前記したように、電荷収集のために、例えば、５００Ｖの電圧が印
加されている。この電圧は、ＡＳＩＣ基板２０Ｂに設置された電源用配線（図示せず）か
らコネクタＣ１を介して検出モジュール２０Ａの配線基板２４に設置された電源用配線（
図示せず）を介してそれぞれの検出器２１のアノードＡとカソードＣの間に印加される。
検出モジュール２０Ａは、配線基板２４の端部にコネクタＣ１（図２（ａ）（ｂ）参照、
以下同じ）を備えている。コネクタＣ１は、前記の端子３３および複数の端子３４を有す
る。各検出チャンネル２１Ａから出力されたγ線検出信号は、コネクタＣ１を介してＡＳ
ＩＣ基板２０Ｂ側へ供給される。 (Detection module)
As shown in FIG. 4, the detection module 20 </ b> A is configured by a plurality of detectors 21 installed on a wiring board 24 to form a detection channel 21 </ b> A. As described above, for example, a voltage of 500 V is applied between the anode A and the cathode C of the detector 21 in order to collect charges. This voltage is supplied from the power supply wiring (not shown) installed on the ASIC board 20B via the connector C1 to the power supply wiring (installed on the wiring board 24 of the detection module 20A).
(Not shown) between the anode A and the cathode C of each detector 21.
The detection module 20A has a connector C1 (see FIGS. 2A and 2B) at the end of the wiring board 24.
The same shall apply hereinafter. The connector C1 has the terminal 33 and a plurality of terminals 34. The γ-ray detection signal output from each detection channel 21A is transferred to the AS via the connector C1.
Supplied to the IC substrate 20B side.

（ＡＳＩＣ基板）
ＡＳＩＣ基板２０Ｂは、図２（ａ），（ｂ）に示すように、配線基板（支持基板）３５
の両面に、８個（片面４個）のアナログＡＳＩＣ２８を設置している。また、配線基板３
５の片面に、１個のデジタルＡＳＩＣ２９を設置している。また、配線基板３５の両面に
は、コンデンサ２６および抵抗２７が検出チャンネル２１Ａの数だけ設置されている。ま
た、これらの、コンデンサ２６、抵抗２７、アナログＡＳＩＣ２８およびデジタルＡＳＩ
Ｃ２９を電気的に接続する複数の接続配線（図示せず）が、配線基板３５内に設けられて
いる。これらの接続配線は配線基板３５内で積層構造となっている。コンデンサ２６、ア
ナログＡＳＩＣ２８およびデジタルＡＳＩＣ２９の配線基板３５における配列は、検出モ
ジュール２０Ａの検出器２１から供給された信号が伝送される順に合わせたものとなって
いる。抵抗２７は、一端がコンデンサ２６の入力側に接続され、他端が配線基板３５に設
けられたグランド配線（図示せず）に接続される。アナログＡＳＩＣ２８は、検出チャン
ネル２１Ａから出力されたアナログ信号（γ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、個々の検出チャンネル２１Ａごとに信号処理回路（信
号処理装置）を設けている。これらの信号処理回路は、対応する１つの検出チャンネル２
１Ａから出力されたγ線検出信号（放射線検出信号）を入力してγ線の波高値を求めるよ
うになっている。
ＡＳＩＣ基板２０Ｂは、配線基板３５の端部に各コンデンサ２６に接続される複数の端
子を有するコネクタＣ２を有している。 (ASIC board)
As shown in FIGS. 2A and 2B, the ASIC substrate 20B includes a wiring substrate (support substrate) 35.
Eight (four on one side) analog ASICs 28 are installed on both sides. In addition, the wiring board 3
One digital ASIC 29 is installed on one side of 5. Further, capacitors 26 and resistors 27 are installed on both sides of the wiring board 35 by the number of detection channels 21A. Also, these capacitor 26, resistor 27, analog ASIC 28 and digital ASI
A plurality of connection wirings (not shown) for electrically connecting C29 are provided in the wiring board 35. These connection wirings have a laminated structure in the wiring board 35. The arrangement of the capacitor 26, the analog ASIC 28, and the digital ASIC 29 on the wiring board 35 is matched to the order in which the signals supplied from the detector 21 of the detection module 20A are transmitted. The resistor 27 has one end connected to the input side of the capacitor 26 and the other end connected to a ground wiring (not shown) provided on the wiring board 35. The analog ASIC 28 is an application specific IC that processes an analog signal (γ-ray detection signal) output from the detection channel 21A.
ASIC (Application Specific Integrated Circuit), which is a kind of LSI. The analog ASIC 28 is provided with a signal processing circuit (signal processing device) for each detection channel 21A. These signal processing circuits have one corresponding detection channel 2
The γ-ray detection signal (radiation detection signal) output from 1A is input to obtain the crest value of the γ-ray.
The ASIC board 20 </ b> B has a connector C <b> 2 having a plurality of terminals connected to each capacitor 26 at the end of the wiring board 35.

ユニット基板Ｕは、検出器２１の設置された面がＰＥＴ撮像装置１の奥行き方向（ベッ
ド３１の長手方向で図２（ｂ）の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１ｂ（図１（ｂ）に一部図示）に設置される。この環状支持部材は、計測
空間３２の周囲を取り囲むように設けられている。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３２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３２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。このようにして設置されたユニット基板Ｕは、図２（ａ），図３（ｃ）等
に示したＸ方向の向きが、ＰＥＴ撮像装置１の周方向（環状支持部材の周方向）となり、
図２（ａ），図３（ｃ）等に示したＹ方向の向きがＰＥＴ撮像装置１の半径方向（環状支
持部材の半径方向）となる。 The unit substrate U is provided in the PET imaging apparatus 1 so that the surface on which the detector 21 is installed faces the depth direction of the PET imaging apparatus 1 (the longitudinal direction of the bed 31 in the Z direction in FIG. 2B). It is installed on an annular support member 1b (partially shown in FIG. 1B). The annular support member is provided so as to surround the measurement space 32. The plurality of unit substrates U installed on the annular member are arranged in the circumferential direction and surround the measurement space 32. The detection module 20A is arranged on the inner side (measurement space 32 side) and the ASIC substrate 20B is located on the outer side. In the present embodiment, the plurality of unit substrates U are also arranged in the depth direction of the PET imaging apparatus 1. In the unit substrate U thus installed, the direction of the X direction shown in FIG. 2A, FIG. 3C and the like is the circumferential direction of the PET imaging apparatus 1 (the circumferential direction of the annular support member),
The direction in the Y direction shown in FIGS. 2A and 3C is the radial direction of the PET imaging apparatus 1 (the radial direction of the annular support member).

（検出モジュールとＡＳＩＣ基板との接続構造）
検出モジュール２０ＡとＡＳＩＣ基板２０Ｂは、図２（ｂ）に示すように、これらの端
部をオーバラップさせ、このオーバラップ部分に存在するコネクタＣ１とコネクタＣ２を
接続することで組み立てられる。検出モジュール２０Ａの端部とＡＳＩＣ基板２０Ｂの端
部は、オーバラップ部分で締結用のネジ等により着脱自在（分離・接続自在）に結合され
る。このようにオーバラップ部分で結合するのは以下の理由による。即ち、検出モジュー
ル２０ＡとＡＳＩＣ基板２０Ｂとが結合されたユニット基板Ｕは、ＰＥＴ撮像装置１内で
片持ち支持されるため、その設置位置によっては、ユニット基板Ｕの中央部（接続部分）
にユニット基板Ｕを撓ませたり曲げたりする力が作用する。その接続部分が配線基板２４
と配線基板３５の端面同士を突き合わせた構造となっている場合には、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。 (Connection structure between detection module and ASIC board)
As shown in FIG. 2B, the detection module 20A and the ASIC board 20B are assembled by overlapping their end portions and connecting the connector C1 and the connector C2 existing in the overlap portion. The end portion of the detection module 20A and the end portion of the ASIC substrate 20B are detachably coupled (separately and freely connectable) with a fastening screw or the like at the overlap portion. The reason for coupling at the overlap portion in this way is as follows. That is, the unit substrate U in which the detection module 20A and the ASIC substrate 20B are combined is cantilevered in the PET imaging apparatus 1, so that the central portion (connection portion) of the unit substrate U depends on the installation position.
A force that bends or bends the unit substrate U acts on. The connecting portion is the wiring board 24.
If the end surfaces of the wiring board 35 are in contact with each other, it is not preferable because the connection portion is easily bent or bent.

この点を踏まえて、本実施形態では、検出モジュール２０ＡとＡＳＩＣ基板２０Ｂが、
前記したようにオーバラップ部分で結合するようにしている。このため、本実施形態で用
いるユニット基板Ｕは、配線基板２４と配線基板３５の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。撓みや曲げに対するユニット基板
Ｕの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
置を特定する精度が向上する。ちなみに、図１（ａ）に示すように、ＰＥＴ撮像装置１に
は、ユニット基板Ｕが周方向および奥行き方向に多数配置されるため、図１（ａ）で左右
側部（特に真横部）に位置するユニット基板Ｕは撓んだり曲がったりし易くなる。このた
め、ユニット基板Ｕの撓みや曲げに対するタフネスさが重要になる。特に、検出チャンネ
ル２１Ａは、図２（ａ），図３（ｃ）等に示したＹ方向の向きに隣合う検出器２１，２１
を電気的に相互に接続して形成されているので、このようにユニット基板Ｕの撓みや曲げ
に対するタフネスさが向上することで、検出チャンネル２１Ａの電気的な接続が有効に維
持され、また、検出器２１間の寸法等の取付精度も確保されるので、経年変化等の影響を
受け難く、長期にわたって高精度のＰＥＴ画像を得ることができる。 Based on this point, in the present embodiment, the detection module 20A and the ASIC substrate 20B are:
As described above, coupling is performed at the overlap portion. For this reason, the unit substrate U used in the present embodiment has improved toughness against bending and bending compared to connecting the end surfaces of the wiring substrate 24 and the wiring substrate 35 with each other. When the toughness of the unit substrate U with respect to bending and bending is improved, for example, the positional deviation of the detector 21 is suppressed and the accuracy of specifying the generation position of γ rays is improved. Incidentally, as shown in FIG. 1A, in the PET imaging apparatus 1, a large number of unit substrates U are arranged in the circumferential direction and the depth direction, so that the left and right side portions (particularly right lateral portions) in FIG. The unit substrate U located is easily bent or bent. For this reason, the toughness with respect to bending and bending of the unit substrate U is important. In particular, the detection channel 21A includes detectors 21 and 21 adjacent to each other in the Y direction shown in FIGS. 2 (a), 3 (c), and the like.
Are electrically connected to each other, thus improving the toughness against bending and bending of the unit substrate U, the electrical connection of the detection channel 21A is effectively maintained, and Since the mounting accuracy such as the dimension between the detectors 21 is ensured, it is difficult to be affected by the secular change and the like, and a highly accurate PET image can be obtained over a long period.

このような、コネクタＣ１およびコネクタＣ２による検出モジュール２０ＡとＡＳＩＣ
基板２０Ｂとの電気的な接続構造を用いることで、γ線検出信号を検出モジュール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としてのエネルギー分解能が向上する。
検出モジュール２０Ａは、ＡＳＩＣ基板２０Ｂにネジ等で着脱自在に取り付けられてい
るため、例えば、検出器２１やＡＳＩＣ２８，２９に検出不良等の不具合が生じた場合、
不具合のある部分（検出モジュール２０ＡまたはＡＳＩＣ基板２０Ｂ）だけを取り替えれ
ば済む。なお、検出モジュール２０ＡとＡＳＩＣ基板２０Ｂとの電気的接続は、前記した
スプリングピンコネクタのようなコネクタ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）は容易であり、取付精度も容易に確保することがで
きる。前記の構成は、ＡＳＩＣ基板２０Ｂに１つの検出モジュール２０Ａを接続している
が、検出モジュール２０Ａを複数に分割してもよい。 Such a detection module 20A and ASIC using the connector C1 and the connector C2
By using an electrical connection structure with the substrate 20B, the γ-ray detection signal is detected by the detection module 20A.
To the ASIC board 20B can be transmitted with low loss. Incidentally, when the loss is reduced, for example, the energy resolution as the detector 21 is improved.
Since the detection module 20A is detachably attached to the ASIC board 20B with screws or the like, for example, when a defect such as a detection failure occurs in the detector 21 or the ASICs 28 and 29,
Only the defective part (detection module 20A or ASIC board 20B) needs to be replaced. Note that the electrical connection between the detection module 20A and the ASIC board 20B is made by the connector C1 such as the spring pin connector described above, so that the connection / connection release (bonding / bonding release) between the boards is easy. Yes, mounting accuracy can be easily secured. In the above configuration, one detection module 20A is connected to the ASIC board 20B, but the detection module 20A may be divided into a plurality of parts.

回路の長さやγ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、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γ線検出信号をアナログＡＳＩＣ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、γ線検出信号に対するノイズの影
響が軽減され、γ線検出信号の減衰も低減される。
また、コンデンサ２６および抵抗２７をアナログＡＳＩＣ２８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、および、アナログＡＳＩＣ２
８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２６および抵抗２７
はアナログＡＳＩＣ２８の外に配置されている。 なお、ＡＳＩＣ基板２０Ｂに設けられ
ているコンデンサ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、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。 It is preferable that the length of the circuit and the length (distance) of the wiring for transmitting the γ-ray detection signal are short because the influence of noise on the way and the signal attenuation are small. Further, when performing simultaneous measurement processing with the PET imaging apparatus 1, it is preferable that the length of the circuit or wiring is short because the time delay is small (preferably because the accuracy of the detection time is not impaired). Therefore, in this embodiment, the detector 21, the capacitor 26, the analog ASIC 28, and the digital ASIC 29 are arranged in this order on the unit substrate U from the central axis toward the outside in the radial direction of the PET imaging apparatus 1. This configuration can shorten the length (distance) of the wiring that transmits the weak γ-ray detection signal output from the detector 21 to the analog ASIC amplifier. For this reason, the influence of noise on the γ-ray detection signal is reduced, and attenuation of the γ-ray detection signal is also reduced.
In addition, the capacitor 26 and the resistor 27 can be provided inside the analog ASIC 28. In order to obtain an appropriate capacitor capacity and an appropriate resistance value, and the analog ASIC 2
In the present embodiment, for example, the capacitor 26 and the resistor 27 are reduced.
Are arranged outside the analog ASIC 28. The capacitor 26, the resistor 27, and the analog ASIC 28 provided on the ASIC board 20B may be provided not on the ASIC board 20B but on the detection module 20A. In this case, the capacitor 26, the resistor 27, and the analog ASIC 28 are located closer to the ASIC board 20B than the detector 21. Since the detection module 20A includes the detector 21 and the analog ASIC 28, the distance (the length of the wiring) between the detector 21 and the analog ASIC 28 can be further reduced. For this reason, the influence of noise is further reduced.

（ＰＥＴ撮像装置の動作）
以上の構成を有するＰＥＴ撮像装置１の動作を説明する。放射線検査を行う前に、まず
被検体Ｈに予め注射等の方法によりＰＥＴ用の放射性薬剤（例えば１８Ｆを含む）をその
体内投与放射能が例えば３７０ＭＢｑ程度になるように投与する。放射性薬剤は、検査目
的（がんの場所を把握、または心臓の動脈瘤の検査等）に応じて選ばれる。投与された放
射性薬剤は、やがて、被検体Ｈの患部に集まる。この状態で被検体Ｈをベッド３１上に寝
かせる。
ＰＥＴ検査を実行する検査者（診療放射線技師や医師）は、検査の目的に応じて必要な
情報（断層像を得たい領域（撮像領域或いは関心領域）、スライス数、スライス間隔、吸
収線量等）を、データ処理装置２（図１（ａ）参照）を介して入力する。この場合、表示
装置３に図示しない情報入力画面を表示させて、必要なデータを、キーボードやマウス等
により入力する手法を採ることができる。その後、ベッド３１を長手方向に移動させて、
被検体Ｈの検査部位（例えば癌の患部）が所定の位置に来るまで被検体Ｈを計測空間３２
内に挿入する。そして、ＰＥＴ撮像装置１を作動させる。 (Operation of PET imaging device)
The operation of the PET imaging apparatus 1 having the above configuration will be described. Before performing a radiological examination, first, a radiopharmaceutical for PET (including 18F, for example) is administered to the subject H in advance so that its in-vivo radioactivity becomes, for example, about 370 MBq. The radiopharmaceutical is selected according to the examination purpose (for example, grasping the location of cancer or examining the aneurysm of the heart). The administered radiopharmaceutical gathers in the affected area of the subject H before long. In this state, the subject H is laid on the bed 31.
Examiners (medical radiographers and doctors) who perform PET examinations need information according to the purpose of the examination (areas (imaging areas or areas of interest) for which tomographic images are to be obtained, number of slices, slice interval, absorbed dose, etc.) Is input via the data processing device 2 (see FIG. 1A). In this case, a method of displaying an information input screen (not shown) on the display device 3 and inputting necessary data using a keyboard, a mouse, or the like can be employed. After that, the bed 31 is moved in the longitudinal direction,
The subject H is measured in the measurement space 32 until the examination site of the subject H (for example, an affected part of cancer) comes to a predetermined position.
Insert inside. Then, the PET imaging apparatus 1 is operated.

データ処理装置２からの指示により、検出チャンネル２１Ａの各検出器２１のアノード
ＡとカソードＣの間に直流高圧電圧が印加され、ＰＥＴ撮像装置１がＰＥＴ検査を開始す
る。被検体Ｈの体内から放射性薬剤に起因して放射されたγ線は、検出チャンネル２１Ａ
（具体的には検出チャンネル２１Ａ内の検出器２１）によって検出される。すなわち、Ｐ
ＥＴ用の放射性薬剤から放出された陽電子の消滅時に一対のγ線が約１８０°の反対方向
に放出され、別々の検出チャンネル２１Ａで検出される。検出チャンネル２１Ａはγ線検
出信号を出力する。この検出信号は、信号線２４ｂ、コネクタＣ１、Ｃ２およびコンデン
サ２６を経て、該当するアナログＡＳＩＣ２８内の対応する信号処理回路(図示せず)に入
力される。この信号処理回路は、γ線検出信号を増幅し、検出したγ線の波高値を求める
。この波高値は、ＡＳＩＣ基板２０Ｂ上の図示されていないアナログ／デジタル変換器（
ＡＤＣ）でデジタルの波高値情報に変換される。デジタルＡＳＩＣ２９は、さらに、γ線
を検出した検出チャンネル２１Ａの位置情報およびγ線の検出時刻情報も出力する。デジ
タルの波高値情報、検出チャンネル２１Ａの位置情報およびγ線の検出時刻情報は、デー
タ処理装置２に入力される。データ処理装置２の同時計測装置（図示せず）は、検出時刻
情報を用いて、１つの陽電子の消滅により発生した一対のγ線を一個として計数し、その
一対のγ線を検出した２つの検出チャンネル２１Ａの位置をそれらの位置情報を基に特定
する。また、データ処理装置２の画像情報作成装置である断層像情報作成装置（図示せず
）は、同時計測で得た計数値および検出チャンネル２１Ａ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（画像情報）を作成する。
この断層像情報は表示装置３に表示される。 In response to an instruction from the data processing device 2, a DC high voltage is applied between the anode A and the cathode C of each detector 21 of the detection channel 21A, and the PET imaging device 1 starts a PET examination. The γ-ray emitted from the body of the subject H due to the radiopharmaceutical is detected by the detection channel 21A.
More specifically, it is detected by the detector 21 in the detection channel 21A. That is, P
When the positrons emitted from the radiopharmaceutical for ET are extinguished, a pair of γ rays are emitted in opposite directions of about 180 ° and detected by separate detection channels 21A. The detection channel 21A outputs a γ-ray detection signal. This detection signal is input to a corresponding signal processing circuit (not shown) in the corresponding analog ASIC 28 via the signal line 24b, the connectors C1 and C2, and the capacitor 26. This signal processing circuit amplifies the γ-ray detection signal and obtains a peak value of the detected γ-ray. This crest value is converted from an analog / digital converter (not shown) on the ASIC board 20B.
ADC) is converted into digital peak value information. The digital ASIC 29 further outputs position information of the detection channel 21A that has detected γ rays and detection time information of γ rays. Digital peak value information, position information of the detection channel 21A, and detection time information of γ rays are input to the data processing device 2. The simultaneous measurement device (not shown) of the data processing device 2 uses the detection time information to count a pair of γ-rays generated by the disappearance of one positron as one, and to detect the pair of γ-rays. The position of the detection channel 21A is specified based on the position information. Further, a tomogram information creation device (not shown), which is an image information creation device of the data processing device 2, uses the count value obtained by simultaneous measurement and the position information of the detection channel 21A, that is, the radiopharmaceutical accumulation position, The tomographic image information (image information) of the subject at the malignant tumor position is created.
This tomographic image information is displayed on the display device 3.

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、配線基板２４上において、Ｙ方向に隣合う検出器２１，２１同士
が電気的に相互に接続されて１つの検出チャンネル２１Ａをなすので、隣合う一対の検出
器２１をＹ方向に長く形成された１つの検出チャンネル２１Ａに使用することができ、そ
の分、放射線を捕捉しやすい。本実施形態は、このようにＹ方向に隣合う検出器２１同士
が電気的に相互に接続されて構成される検出チャンネル２１Ａが１つの検出単位（チャン
ネル）を構成するので、実質的に、Ｙ方向のチャネル数は減少されることとなる。Ｘ方向
において検出チャンネル２１Ａの個数が増大するので、Ｘ方向のチャンネル数を増大でき
る。これによって、ＰＥＴ撮像装置１では、全体のチャンネル数を増やすことなく、Ｘ方
向のチャンネル数を増加させることができる。これにより、得られる画像の空間分解能が
向上する。また、全体のチャンネル数は増加することがないので、信号処理回路の個数も
増大せず、信号処理回路の発熱増加の抑制にもなる。これにより、検査時間が短縮される
。また、空間分解能の向上により高消費電力となることもなく、さらに、大量生産された
検出器集合体４１をそのまま用いることもでき、コストを抑えつつ、分解能を高めること
ができる。
（２）検出器集合体４１は、半導体素子Ｓの一方の面にカソードＣ、および他方の面にア
ノードＡを有する検出素子２１１をＸ方向にカソードＣおよびアノードＡが並ぶ状態で複
数個並列配置して構成されるので、Ｘ方向に検出器集合体４１を検出素子２１１の単位（
例えば、２つの検出素子２１１で構成される検出器２１）で分割することができる。この
ため、その分割した部位（例えば検出器２１）ごとに放射線を検出することができる。し
たがって、Ｘ方向に、検出領域を細分化することができ、これによって空間分解能を高め
ることができる。しかも、検出器２１は、配線基板２４上の、Ｙ方向に隣合う検出器２１
との間で、カソードＣおよびアノードＡのいずれか一方の電極が電気的に相互に接続され
て、１つの検出チャンネル２１Ａをなすので、隣合う一対の検出器２１をＹ方向に長く形
成された１つの検出チャンネル２１Ａとしてそれぞれ使用することができ、それぞれの検
出領域において放射線を捕捉しやすい。
（３）検出器２１は、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。したがって、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、Ｘ方向に検出素子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。
（４）導電部材２２，２３は検出素子２１１よりも外側に突出して導電部材２２，２３の
一部である張出部２２ａ，２３ａを有し、張出部２２ａ，２３ａが配線基板２４に取り付
けられるため、導電部材２２，２３の配線基板２４への取り付けが簡単にできる。
（５）張出部２２ａ，２３ａが接着剤２５によって配線基板２４の接続部材ＣＰ，ＡＰに
取り付けられので、張出部２２ａ，２３ａの接続部材ＣＰ，ＡＰへの接続作業に要する時
間を短縮できる。接着剤２５は、検出器２１と配線基板２４の電気的接続および機械的接
続（保持）の両方の機能を発揮している。また、張出部２２ａ，２３ａから垂下された端
子部２２ｂ，２３ｂは、張出部２２ａ，２３ａの張り出し量よりも小さな張り出し量とな
るように幅狭に形成されている。これにより、端子部２２ｂ，２３ｂの部位において、γ
線が錯乱するのを極力少なくすることができる。また、端子部２２ｂ，２３ｂが幅狭に形
成されている分、配線基板２４から検出器２１に伝わる熱が少なくなり、検出器２１の安
定性が向上する。
（６）導電部材２２、２３は剛性を有する導電性部材である導電性の金属によって構成さ
れているため、半導体素子Ｓの保護部材としても機能する。特に、半導体素子ＳをＣｄＴ
ｅ，ＣＺＴ，ＧａＡｓ等の機械的に脆い半導体材料で構成した場合には、導電部材２２、
２３によって半導体素子Ｓの損傷を防止できる。
（７）張出部２２ａ，２３ａは、検出器２１の異なる２つの側面で突出しているため、検
出モジュール２０Ａの電気絶縁性を高めることができる。また、検出チャンネル２１Ａは
、隣合う検出器２１の張出部２３ａ同士を接続部材ＡＰにそれぞれ接続することにより簡
単に構成することができ、このような検出チャンネル２１Ａを構成しない場合に検出器２
１を配線基板２４に実装するときの作業と変わらない作業によって配線基板２４上に構築
することができる。したがって、特別の実装作業を行うことなく検出器チャンネル２１Ａ
を配線基板２４上に構築することができる。
（８）張出部２２ａ，２３ａがＹ方向を向くように各検出器２１を配置しているため、Ｘ
方向における検出器２１の相互間の隙間を狭くでき、その隙間を素通りするγ線の割合を
低減できる。これにより、γ線の検出効率が高められ、得られる画像の空間分解能も向上
できる。
（９）Ｘ方向において、各検出器２１の両側部位には、同極の導電部材２２同士が向かい
合うように配置されているため、Ｘ方向における検出器２１の相互間の絶縁を軽減でき、
Ｘ方向における検出器２１の相互間の隙間をより狭くできる。これによっても、前記（８
）と同様に、γ線の検出効率が高められ、画像の空間分解能も向上できる。
（１０）Ｙ方向において隣合う全ての検出器２１は、同極の電極（アノードＡまたはカソ
ードＣ）に接続される張出部２２ａまたは張出部２３ａが向かい合うように配置されてい
るため、Ｙ方向における検出器２１の相互間の絶縁を軽減でき、Ｙ方向における検出器２
１の相互間の隙間を狭くできる。したがって、γ線の検出効率を増大でき、画像の空間分
解能を向上させることができる。ここで、張出部２２ａ，２３ａが向かい合うような配置
とは、向かい合っている相互の検出器２１の張出部２２ａ，２３ａが完全に向かい合って
いるだけでなく、向かい合っている相互の検出器２１がＹ方向と直交するＸ方向にずれて
双方の張出部２２ａ，２３ａの位置がＸ方向にずれている場合も含まれる。具体的には、
Ｙ方向において隣合う検出器２１において張出部２３ａが突出している側面同士の向かい
合っている状態が、張出部２２ａ，２３ａが向かい合うように配置された状態である。
（１１）配線基板２４の両面に検出器２１を設置しているため、ＰＥＴ撮像装置１におけ
る配線基板２４の数を半減でき、ＰＥＴ撮像装置１における検出器２１の配置密度を向上
できる。このため、ＰＥＴ撮像装置１のγ線の検出効率および画像の空間分解能をさらに
向上できる。
（１２）検出モジュール２０ＡとＡＳＩＣ基板２０Ｂとが相互に着脱自在に取り付けられ
るため、どちらかが故障した場合に、故障した検出モジュール２０ＡまたはＡＳＩＣ基板
２０Ｂを簡単に交換することができる。
（１３）検出チャンネル２１Ａを用いたＰＥＴ撮像装置１では、各検出チャンネル２１Ａ
に個別に対応した増幅回路（検出器チャンネル２１Ａあたり１つ）を多数内蔵したＡＳＩ
Ｃ等を使用し信号処理回路を形成しているので、検出チャンネル２１Ａの小型化、ひいて
は検出チャンネル２１Ａの個数の増加にも対応できる。この結果、空間分解能のさらなる
向上が可能である。
（１４）エネルギー分解能の高い検出器２１からなる検出チャンネル２１Ａを多数配置可
能な検出モジュール２０Ａを構成できるため、３Ｄ撮像において定量性の高い検査が可能
となる。
（１５）配線基板２４に設置した検出器２１を電気絶縁体で覆うことによって、検出チャ
ンネル２１Ａの絶縁破壊を防止できる。
（１６）接続部材ＣＰ（例えば、接続部材ＣＰ１）にＹ方向に隣合う２つの検出チャンネ
ル２１Ａにおける張出部２２ａが接続されるため、Ｙ方向における検出チャンネル２１Ａ
の配置密度を向上できる。これによっても、γ線の検出効率および画像の空間分解能を向
上できる。また、この構成は、Ｙ方向における配線基板２４の長さを短くすることができ
、ＰＥＴ撮像装置１の半径方向の長さが短くできる。これは、ＰＥＴ撮像装置１のコンパ
クト化につながる。前記の（１０）に示す検出器２１の配置によっても、Ｙ方向における
配線基板２４の長さを短くすることができる。このため、ＰＥＴ撮像装置１は、半径方向
の長さをさらに短くでき、よりコンパクトになる。また、検出器２１の張出部２２ａ，２
３ａを接続部材ＡＰ，ＣＰ上において、相互にオーバラップする状態にして接続部材ＡＰ
，ＣＰに接続する構成とすることによって、Ｙ方向において隣合う検出器２１の相互間の
間隔をさらに小さくでき、検出器２１の配線基板２４上におけるＹ方向の配置密度をさら
に向上できる。これにより、ＰＥＴ撮像装置１の小型化を図ることができる。さらに、こ
れにより、配線基板２４の表面における接続部材ＡＰ，ＣＰの面積を小さくすることがで
きるため、これらの間における絶縁破壊を防ぐことができる。
（１７）接続部材ＣＰに接続されて複数の接続部材ＣＰで共用される配線２４ａが配線基
板２４に設けられているため、配線基板２４に設けられる配線２４ａ，２４ｂの配線密度
を低減できる。したがって、配線基板２４における配線が容易に行える。
（１８）配線基板２４の、検出器２１が取り付けられている面がベッド３１の長手方向を
向いて配置されるため、ＰＥＴ撮像装置１の半径方向（Ｘ方向）において、検出器２１を
密に配置できる。このため、γ線の検出効率および画像の空間分解能を向上できる。
（１９）前記したように、Ｙ方向（ＰＥＴ撮像装置１の半径方向）の検出器２１同士の間
隔を短縮することができることにより、被検体ＨとＹ方向後段側の検出器２１との距離が
縮まる。これはＰＥＴ撮像装置１におけるγ線検出感度向上の効果をもたらす。
（２０）本実施形態は、Ｙ方向に隣り合って配置された一対の検出器集合体４１を用いて
２つの検出チャンネル２１Ａを構成し、検出器集合体４１が配線基板２４に取り付けられ
るため、検出器２１を配線基板２４に取り付ける作業時間を短縮することができる。 Below, the effect acquired in this embodiment is demonstrated.
(1) In the present embodiment, the detectors 21 and 21 adjacent in the Y direction are electrically connected to each other on the wiring board 24 to form one detection channel 21A. Can be used for one detection channel 21A formed long in the Y direction, and radiation is easily captured accordingly. In this embodiment, the detection channel 21A configured by electrically connecting the detectors 21 adjacent to each other in the Y direction in this way constitutes one detection unit (channel). The number of directional channels will be reduced. Since the number of detection channels 21A increases in the X direction, the number of channels in the X direction can be increased. As a result, the PET imaging apparatus 1 can increase the number of channels in the X direction without increasing the total number of channels. Thereby, the spatial resolution of the obtained image is improved. Further, since the total number of channels does not increase, the number of signal processing circuits does not increase, and the increase in heat generation of the signal processing circuits is suppressed. Thereby, the inspection time is shortened. Further, the power consumption is not increased due to the improvement of the spatial resolution, and the mass-produced detector assembly 41 can be used as it is, so that the resolution can be increased while suppressing the cost.
(2) In the detector assembly 41, a plurality of detector elements 211 having the cathode C on one surface of the semiconductor element S and the anode A on the other surface are arranged in parallel with the cathode C and the anode A aligned in the X direction. Therefore, the detector aggregate 41 is arranged in the X direction as a unit of the detection element 211 (
For example, it can be divided by a detector 21) composed of two detection elements 211. For this reason, radiation can be detected for each of the divided parts (for example, the detector 21). Therefore, the detection region can be subdivided in the X direction, and thereby the spatial resolution can be increased. Moreover, the detector 21 is adjacent to the detector 21 on the wiring board 24 in the Y direction.
Since one of the electrodes of the cathode C and the anode A is electrically connected to each other to form one detection channel 21A, a pair of adjacent detectors 21 are formed long in the Y direction. Each detection channel 21A can be used, and radiation can be easily captured in each detection region.
(3) Since the detector 21 is arranged so that the cathodes C or the anodes A of the detection elements 211 face each other, the conductive members 22 and 23 can be shared. Therefore, it is not necessary to arrange an electrical insulating material between the detection elements 211, and the dense arrangement of the detection elements 211 in the X direction can be realized. Thereby, the sensitivity is improved and the inspection time can be shortened.
(4) The conductive members 22 and 23 protrude outward from the detection element 211 and have overhang portions 22a and 23a that are part of the conductive members 22 and 23. The overhang portions 22a and 23a are attached to the wiring board 24. Therefore, the conductive members 22 and 23 can be easily attached to the wiring board 24.
(5) Since the overhang portions 22a and 23a are attached to the connection members CP and AP of the wiring board 24 by the adhesive 25, the time required for connecting the overhang portions 22a and 23a to the connection members CP and AP can be shortened. . The adhesive 25 exhibits both functions of electrical connection and mechanical connection (holding) between the detector 21 and the wiring board 24. Further, the terminal portions 22b, 23b suspended from the overhang portions 22a, 23a are formed narrow so that the overhang amount is smaller than the overhang amount of the overhang portions 22a, 23a. As a result, at the portions of the terminal portions 22b and 23b, γ
It is possible to minimize the line confusion. Further, since the terminal portions 22b and 23b are formed narrow, heat transmitted from the wiring board 24 to the detector 21 is reduced, and the stability of the detector 21 is improved.
(6) Since the conductive members 22 and 23 are made of a conductive metal that is a rigid conductive member, the conductive members 22 and 23 also function as protective members for the semiconductor element S. In particular, the semiconductor element S is CdT.
In the case of being made of a mechanically brittle semiconductor material such as e, CZT, GaAs, etc., the conductive member 22,
23 can prevent the semiconductor element S from being damaged.
(7) Since the overhang portions 22a and 23a protrude on two different side surfaces of the detector 21, the electrical insulation of the detection module 20A can be enhanced. Further, the detection channel 21A can be easily configured by connecting the protruding portions 23a of the adjacent detectors 21 to the connection member AP, respectively, and the detector 2 can be used when such a detection channel 21A is not configured.
1 can be constructed on the wiring board 24 by work that is not different from the work for mounting 1 on the wiring board 24. Therefore, the detector channel 21A can be used without any special mounting work.
Can be constructed on the wiring board 24.
(8) Since each detector 21 is arranged so that the overhang portions 22a and 23a face the Y direction, X
The gap between the detectors 21 in the direction can be narrowed, and the proportion of γ rays passing through the gap can be reduced. Thereby, the detection efficiency of γ rays can be increased, and the spatial resolution of the obtained image can be improved.
(9) In the X direction, the conductive members 22 having the same polarity are arranged on both sides of each detector 21 so as to face each other, so that the insulation between the detectors 21 in the X direction can be reduced.
The gap between the detectors 21 in the X direction can be made narrower. As a result, (8
), The detection efficiency of γ rays can be increased, and the spatial resolution of the image can be improved.
(10) Since all the detectors 21 adjacent in the Y direction are arranged so that the overhanging portion 22a or the overhanging portion 23a connected to the electrode of the same polarity (anode A or cathode C) faces each other, Y The insulation between the detectors 21 in the direction can be reduced, and the detector 2 in the Y direction can be reduced.
The gap between the ones can be narrowed. Therefore, the detection efficiency of γ rays can be increased, and the spatial resolution of the image can be improved. Here, the arrangement in which the overhanging portions 22a and 23a face each other means that the overhanging portions 22a and 23a of the mutual detectors 21 facing each other are not only completely facing each other but also the mutual detectors 21 facing each other. Is displaced in the X direction orthogonal to the Y direction, and the positions of the two overhang portions 22a and 23a are also displaced in the X direction. In particular,
In the detectors 21 adjacent to each other in the Y direction, the side surfaces where the protruding portions 23a protrude are opposed to each other, which is a state where the protruding portions 22a and 23a are opposed to each other.
(11) Since the detectors 21 are installed on both surfaces of the wiring board 24, the number of wiring boards 24 in the PET imaging apparatus 1 can be halved, and the arrangement density of the detectors 21 in the PET imaging apparatus 1 can be improved. For this reason, the gamma ray detection efficiency and the spatial resolution of the image of the PET imaging apparatus 1 can be further improved.
(12) Since the detection module 20A and the ASIC board 20B are detachably attached to each other, if one of them fails, the failed detection module 20A or ASIC board 20B can be easily replaced.
(13) In the PET imaging apparatus 1 using the detection channel 21A, each detection channel 21A
ASI with many built-in amplifier circuits (one per detector channel 21A)
Since the signal processing circuit is formed using C or the like, it is possible to cope with downsizing of the detection channel 21A and further increase in the number of detection channels 21A. As a result, the spatial resolution can be further improved.
(14) Since a detection module 20A in which a large number of detection channels 21A composed of detectors 21 with high energy resolution can be arranged can be configured, inspection with high quantitativeness can be performed in 3D imaging.
(15) By covering the detector 21 installed on the wiring board 24 with an electrical insulator, the dielectric breakdown of the detection channel 21A can be prevented.
(16) Since the protruding portions 22a in the two detection channels 21A adjacent in the Y direction are connected to the connection member CP (for example, the connection member CP1), the detection channel 21A in the Y direction
The arrangement density of can be improved. This also improves the detection efficiency of γ rays and the spatial resolution of the image. In addition, this configuration can shorten the length of the wiring board 24 in the Y direction, and can shorten the length of the PET imaging apparatus 1 in the radial direction. This leads to downsizing of the PET imaging apparatus 1. Also by the arrangement of the detector 21 shown in (10) above, the length of the wiring board 24 in the Y direction can be shortened. For this reason, the PET imaging apparatus 1 can be further shortened in the radial direction, and is more compact. In addition, the overhanging portions 22a, 2 of the detector 21
3a is placed on the connecting members AP and CP so as to overlap each other.
, CP, the distance between the adjacent detectors 21 in the Y direction can be further reduced, and the arrangement density of the detectors 21 on the wiring board 24 in the Y direction can be further improved. Thereby, size reduction of the PET imaging device 1 can be achieved. Furthermore, this makes it possible to reduce the area of the connection members AP and CP on the surface of the wiring board 24, so that dielectric breakdown between them can be prevented.
(17) Since the wiring 24a connected to the connection member CP and shared by the plurality of connection members CP is provided on the wiring board 24, the wiring density of the wirings 24a and 24b provided on the wiring board 24 can be reduced. Therefore, wiring on the wiring board 24 can be easily performed.
(18) Since the surface of the wiring board 24 on which the detector 21 is attached is arranged facing the longitudinal direction of the bed 31, the detector 21 is densely arranged in the radial direction (X direction) of the PET imaging apparatus 1. Can be placed. For this reason, the detection efficiency of γ rays and the spatial resolution of the image can be improved.
(19) As described above, since the distance between the detectors 21 in the Y direction (radial direction of the PET imaging apparatus 1) can be shortened, the distance between the subject H and the detector 21 on the rear side in the Y direction can be reduced. Shrink. This brings about an effect of improving the γ-ray detection sensitivity in the PET imaging apparatus 1.
(20) In this embodiment, two detection channels 21A are configured using a pair of detector assemblies 41 arranged adjacent to each other in the Y direction, and the detector assemblies 41 are attached to the wiring board 24. The work time for attaching the detector 21 to the wiring board 24 can be shortened.

前記実施形態では、アノードＡに接続される導電部材２３の張出部２３ａを接続部材Ａ
Ｐ（配線）に、カソードＣに接続される導電部材２２の張出部２２ａを接続部材ＣＰ（配
線）に接続しているが、張出部２３ａを接続部材ＣＰに、張出部２２ａを接続部材ＡＰに
接続することも可能である。この場合は、カソードＣがγ線検出信号を出力する電極とな
り、アノードＡがバイアス電圧を印加する電極となる。アノードＡとカソードＣの間に印
加する電圧が逆方向であればいずれのパターンでも実現可能である。
また、アノードＡの電位をほぼグラウンド、カソードＣの電位を−５００Ｖとしたが、
逆方向であれば電位に制約はなく、ＰＥＴ撮像装置１として機能する範囲で電圧値を設定
すればよい。なお、カソードＣを放射線検出信号の取り出し電極に、アノードＡをバイア
ス電圧の印加電極にすることも可能である。
さらに、検出器集合体４１の両端部にカソードＣをそれぞれ配置しているが、アノード
Ａが検出器集合体４１の両端部に配置されるように、４個の検出素子２１１を配置しても
よい。
また、検出素子２１１を４個並列配置させて検出器集合体４１を構成しているが、並列
枚数は４個に限定する必要はない。ただし、Ｘ方向における電気の絶縁性を向上させるた
めには、偶数個の検出素子２１１で１つの検出器集合体４１を構成するとよい。
前記実施形態では、図４〜図７に示すように、配線基板２４上の接続部材ＡＰと接続部
材ＣＰは、接着剤２５が接続される部分以外にも設けられているが、これら接続部材ＡＰ
と接続部材ＣＰは、接着剤２５が接続される必要最小限の面積とし、必要に応じ配線基板
２４内部で接続してもよい。これにより、配線基板２４の表面で接続部材ＡＰと接続部材
ＣＰと、それに相対する電極との電気絶縁性を高めることができる。
前述の実施形態は、Ｙ方向に隣り合って配置された一対の検出器集合体４１を用いて検
出チャンネル２１Ａを構成しているが、検出器集合体４１を用いずに、Ｙ方向で隣り合っ
て配置された一対の検出器２１を用いて検出チャンネル２１Ａを構成してもよい。この場
合には、Ｘ方向に隣り合う検出チャンネル２１Ａの検出器２１同士は、間に間隙を設けて
配置する必要があるため、検出器集合体４１を用いる前述の実施形態に比べてＸ方向にお
ける検出器２１の稠密化は若干低下するが、Ｘ方向における空間分解能は従来に比べて増
大する。 In the embodiment, the overhanging portion 23a of the conductive member 23 connected to the anode A is connected to the connecting member A.
The protruding portion 22a of the conductive member 22 connected to the cathode C is connected to P (wiring) to the connecting member CP (wiring), but the protruding portion 23a is connected to the connecting member CP and the protruding portion 22a is connected to the connecting member CP. It is also possible to connect to the member AP. In this case, the cathode C serves as an electrode for outputting a γ-ray detection signal, and the anode A serves as an electrode for applying a bias voltage. If the voltage applied between the anode A and the cathode C is in the reverse direction, any pattern can be realized.
Further, the potential of the anode A is set to approximately ground, and the potential of the cathode C is set to −500V.
There is no restriction on the potential as long as it is in the reverse direction, and the voltage value may be set within a range that functions as the PET imaging apparatus 1. The cathode C can be used as a radiation detection signal extraction electrode, and the anode A can be used as a bias voltage application electrode.
Further, the cathodes C are arranged at both ends of the detector assembly 41, but the four detection elements 211 may be arranged so that the anode A is arranged at both ends of the detector assembly 41. Good.
Further, although the detector assembly 41 is configured by arranging four detection elements 211 in parallel, the number of parallel elements need not be limited to four. However, in order to improve the electrical insulation in the X direction, one detector assembly 41 may be configured by an even number of detection elements 211.
In the embodiment, as shown in FIGS. 4 to 7, the connection member AP and the connection member CP on the wiring board 24 are provided in addition to the portion to which the adhesive 25 is connected.
The connecting member CP may have a minimum necessary area to which the adhesive 25 is connected, and may be connected inside the wiring board 24 as necessary. Thereby, the electrical insulation between the connection member AP, the connection member CP, and the electrodes facing the connection member AP can be enhanced on the surface of the wiring board 24.
In the above-described embodiment, the detection channel 21A is configured by using a pair of detector assemblies 41 arranged adjacent to each other in the Y direction. However, the detector channels 41 are not adjacent to each other in the Y direction. The detection channel 21 </ b> A may be configured by using a pair of detectors 21 arranged in this manner. In this case, the detectors 21 of the detection channels 21A adjacent to each other in the X direction need to be arranged with a gap between them, so that the X direction can be compared with the above-described embodiment using the detector assembly 41. Although the density of the detector 21 is slightly reduced, the spatial resolution in the X direction is increased as compared with the conventional case.

なお、以上の実施形態では、核医学診断装置としてＰＥＴ装置（図１参照）を例に説明
したが、ＰＥＴ装置に限らず、単光子放出型断層撮影装置（ＳＰＥＣＴ（Single Photon
Emission Computer Tomography）装置）およびγカメラにも本発明の検出器および検出モ
ジュールを適用することができる。ちなみに、ＰＥＴ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、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。 In the above embodiment, the PET apparatus (see FIG. 1) has been described as an example of the nuclear medicine diagnosis apparatus. However, the present invention is not limited to the PET apparatus, but a single photon emission tomography apparatus (SPECT (Single Photon)
The detector and detection module of the present invention can also be applied to an Emission Computer Tomography apparatus) and a γ camera. Incidentally, the PET apparatus and the SPECT apparatus are common in taking a three-dimensional functional image of the subject, but the SPECT apparatus can perform simultaneous measurement because the measurement principle is to detect single photons. For this reason, a collimator that regulates the incident position (angle) of γ rays is provided. The γ camera includes a collimator that obtains a two-dimensional functional image and regulates the incident angle of γ rays.
In addition, it is good also as a structure of the nuclear medicine diagnostic apparatus which combined PET apparatus or SPECT apparatus, and X-ray CT.

（ａ）は本発明の好適な実施形態であるＰＥＴ装置の構成を模式的に示した斜視図、（ｂ）は（ａ）におけるＰＥＴ撮像装置のベッドの長手方向に沿った図である。(A) is the perspective view which showed typically the structure of PET apparatus which is suitable embodiment of this invention, (b) is the figure along the longitudinal direction of the bed of the PET imaging device in (a). （ａ）は図１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）はユニット基板の側面図である。(A) is a front view of the unit board | substrate used for the PET imaging device shown in FIG. 1, (b) is a side view of a unit board | substrate. （ａ）は検出素子の模式斜視図、（ｂ）は導電部材の模式図、（ｃ）は検出素子を用いた半導体放射線検出器集合体の斜視図である。(A) is a schematic perspective view of a detection element, (b) is a schematic view of a conductive member, and (c) is a perspective view of a semiconductor radiation detector assembly using the detection element. （ａ）は図２(ａ)の検出モジュールにおける複数の放射線検出器の配置状態を模式的に示した図、（ｂ）は検出モジュールの断面図である。(A) is the figure which showed typically the arrangement | positioning state of the some radiation detector in the detection module of Fig.2 (a), (b) is sectional drawing of a detection module. 放射線検出器の配置状態を示した斜視図である。It is the perspective view which showed the arrangement | positioning state of a radiation detector. （ａ）はその他の検出モジュールにおける複数の放射線検出器の配置状態を模式的に示した図、（ｂ）は検出モジュールの断面図である。(A) is the figure which showed typically the arrangement | positioning state of the several radiation detector in another detection module, (b) is sectional drawing of a detection module. その他の放射線検出器の配置状態を示した斜視図である。It is the perspective view which showed the arrangement | positioning state of the other radiation detector.

符号の説明Explanation of symbols

１ ＰＥＴ撮像装置
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（放射線検出器）
２１Ａ 検出チャンネル
２２，２３ 導電部材
２２Ａ，２３Ａ 接続部
２２ａ，２３ａ 張出部
２２ｂ，２３ｂ 端子部
２２ｃ 折曲部
２４ 配線基板
２８ アナログＡＳＩＣ
２９ デジタルＡＳＩＣ
３１ ベッド
３２ 計測空間
２１１ 検出素子
４１ 検出器集合体
Ａ アノード
ＡＰ，ＣＰ 接続部材
Ｃ カソード
Ｈ 被検体
Ｓ 検出素子
Ｕ ユニット基板 DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 PET imaging device 2 Data processing device 3 Display apparatus 20A Detection module 20B ASIC board | substrate 21 Detector (radiation detector)
21A Detection channel 22, 23 Conductive member 22A, 23A Connection portion 22a, 23a Overhang portion 22b, 23b Terminal portion 22c Bending portion 24 Wiring board 28 Analog ASIC
29 Digital ASIC
31 Bed 32 Measurement space 211 Detection element 41 Detector assembly A Anode AP, CP Connection member C Cathode H Subject S Detection element U Unit substrate

Claims (19)

放射線検出器と、前記放射線検出器が少なくとも放射線進行方向に複数個並べられて取
り付けられる配線基板とを備えた放射線検出モジュールであって、
前記配線基板上において、放射線進行方向に隣合う複数の放射線検出器同士が電気的に
相互に接続されて１つの検出チャンネルを構成することを特徴とする放射線検出モジュー
ル。 A radiation detection module comprising: a radiation detector; and a wiring board on which the radiation detectors are arranged and attached at least in the radiation traveling direction,
A radiation detection module, wherein a plurality of radiation detectors adjacent to each other in the radiation traveling direction are electrically connected to each other on the wiring board to form one detection channel. 前記放射線検出器の構成要件である半導体検出素子が、ＣｄＴｅ，ＣｄＺｎＴｅおよび
ＧａＡｓのいずれかにて構成されていることを特徴とする請求項１に記載の放射線検出モ
ジュール。 The radiation detection module according to claim 1, wherein the semiconductor detection element, which is a constituent requirement of the radiation detector, is configured of any one of CdTe, CdZnTe, and GaAs. 放射線検出器と、前記放射線検出器が放射線進行方向および放射線進行方向と直交する
方向に複数個並べられて取り付けられる配線基板とを備えた放射線検出モジュールであっ
て、
前記放射線検出器は、
半導体検出素子の一方の面にカソード電極、および他方の面にアノード電極を有する前
記半導体検出素子を、放射線進行方向に直交する方向に複数個並列配置してなり、
前記配線基板に取り付けられて放射線進行方向に隣合う一対の前記放射線検出器を含み
、これらの放射線検出器の前記カソード電極および前記アノード電極のうちの一方の電極
同士を電気的に相互に接続している複数の検出チャンネルを備えたことを特徴とする放射
線検出モジュール。 A radiation detection module comprising: a radiation detector; and a wiring board to which the radiation detector is mounted in a plurality of directions arranged in a direction perpendicular to the radiation traveling direction and the radiation traveling direction,
The radiation detector is
A plurality of the semiconductor detection elements having a cathode electrode on one side of the semiconductor detection element and an anode electrode on the other side are arranged in parallel in a direction perpendicular to the radiation traveling direction,
A pair of radiation detectors attached to the wiring board and adjacent to each other in a radiation traveling direction, and electrically connecting one of the cathode electrode and the anode electrode of the radiation detectors to each other; A radiation detection module comprising a plurality of detection channels. 前記一対の放射線検出器の前記カソード電極および前記アノード電極のうちの一方の前
記電極が、前記配線基板に設けられた導電材を介して電気的に相互に接続されていること
を特徴とする請求項１または請求項３に記載の放射線検出モジュール。 The cathode electrode and the anode electrode of the pair of radiation detectors are electrically connected to each other via a conductive material provided on the wiring board. The radiation detection module according to claim 1 or 3. 放射線進行方向に隣合う前記放射線検出器は、前記電気的に相互に接続される電極同士
の各接続部が、相互に向かい合う状態に前記配線基板上に取り付けられることを特徴とす
る請求項１から請求項４のいずれか１項に記載の放射線検出モジュール。 The radiation detectors adjacent to each other in a radiation traveling direction are attached on the wiring board in such a manner that the connection portions of the electrodes that are electrically connected to each other face each other. The radiation detection module according to claim 4. 前記接続部は、隣合う前記放射線検出器同士の対向面側に突設されていることを特徴と
する請求項１から請求項４のいずれか１項に記載の放射線検出モジュール。 5. The radiation detection module according to claim 1, wherein the connection portion is provided to protrude on a facing surface side between the adjacent radiation detectors. 6. 前記導電材が配線または導電部材であることを特徴とする請求項４に記載の放射線検出
モジュール。 The radiation detection module according to claim 4, wherein the conductive material is a wiring or a conductive member. 放射線検出器と、前記放射線検出器が放射線進行方向および放射線進行方向と直交する
方向に複数個並べられて取り付けられる配線基板とを備えた放射線検出モジュールであっ
て、
前記放射線検出器は、
半導体検出素子の一方の面にカソード電極、および他方の面にアノード電極を有する前
記半導体検出素子を放射線進行方向に直交する方向に複数個並列配置してなり、
前記配線基板に取り付けられて放射線進行方向に隣合う一対の前記放射線検出器を含み
、これらの放射線検出器の前記カソード電極および前記アノード電極のうちの一方の電極
同士を電気的に相互に接続している複数の検出チャンネルを備え、
前記電極同士の接続部は、前記放射線検出器同士の対向面側の下部から対向方向に張り
出す張出部と、前記張出部から垂下された端子部とを備え、
前記放射線検出器は、前記端子部により前記配線基板の基板面に非密着状態に取り付け
られることを特徴とする放射線検出モジュール。 A radiation detection module comprising: a radiation detector; and a wiring board to which the radiation detector is mounted in a plurality of directions arranged in a direction perpendicular to the radiation traveling direction and the radiation traveling direction,
The radiation detector is
A plurality of the semiconductor detection elements having a cathode electrode on one side of the semiconductor detection element and an anode electrode on the other side are arranged in parallel in a direction perpendicular to the radiation traveling direction,
A pair of radiation detectors attached to the wiring board and adjacent to each other in a radiation traveling direction, and electrically connecting one of the cathode electrode and the anode electrode of the radiation detectors to each other; With multiple detection channels
The connection part between the electrodes includes a projecting part projecting in the facing direction from the lower part on the facing surface side of the radiation detectors, and a terminal part suspended from the projecting part,
The radiation detector module, wherein the radiation detector is attached in a non-contact state to the substrate surface of the wiring board by the terminal portion. 前記放射線検出器は、前記半導体検出素子が、放射線進行方向に直交する方向に同極が
交互に向かい合う状態に複数個並列配置してなることを特徴とする請求項１から請求項８
のいずれか１項に記載の放射線検出モジュール。 9. The radiation detector according to claim 1, wherein a plurality of the semiconductor detection elements are arranged in parallel so that the same poles are alternately opposed to each other in a direction orthogonal to a radiation traveling direction.
The radiation detection module according to any one of the above. 前記半導体検出素子が、ＣｄＴｅ，ＣｄＺｎＴｅおよびＧａＡｓのいずれかにて構成さ
れていることを特徴とする請求項３から請求項９のいずれか１項に記載の放射線検出モジ
ュール。 The radiation detection module according to any one of claims 3 to 9, wherein the semiconductor detection element is made of any one of CdTe, CdZnTe, and GaAs. 配線基板と、前記配線基板の第１領域に設けられ、複数の放射線検出器を含む複数の検
出チャンネルと、前記配線基板の第２領域に設けられ、前記検出チャンネルの各々に別々
に接続された信号処理装置とを備え、
前記放射線検出器は、前記第１領域から前記第２領域に向かう第１方向、および前記第
１方向と直交する第２方向にそれぞれ複数個配置され、
前記検出チャンネルは、第１方向で隣り合う一対の前記放射線検出器同士が電気的に相
互に接続されて構成されていることを特徴とするプリント基板。 A wiring board, a plurality of detection channels provided in a first area of the wiring board and including a plurality of radiation detectors, and provided in a second area of the wiring board and separately connected to each of the detection channels. A signal processing device,
A plurality of the radiation detectors are arranged in a first direction from the first region to the second region, and in a second direction orthogonal to the first direction, respectively.
The printed circuit board, wherein the detection channel is configured by electrically connecting a pair of radiation detectors adjacent in the first direction. 前記電極同士は前記配線基板に設けられた導電材にて接続されていることを特徴とする
請求項１１記載のプリント基板。 The printed circuit board according to claim 11, wherein the electrodes are connected by a conductive material provided on the wiring board. 前記電極同士は、放射線進行方向に隣合う前記半導体検出素子同士の対向面において電
気的に相互に接続されることを特徴とする請求項１１または請求項１２に記載のプリント
基板。 The printed circuit board according to claim 11, wherein the electrodes are electrically connected to each other at opposing surfaces of the semiconductor detection elements adjacent to each other in the radiation traveling direction. 前記半導体検出素子が、ＣｄＴｅ，ＣｄＺｎＴｅおよびＧａＡｓのいずれかにて構成さ
れていることを特徴とする請求項１３に記載のプリント基板。 The printed circuit board according to claim 13, wherein the semiconductor detection element is made of any one of CdTe, CdZnTe, and GaAs. 前記第２方向に配置された複数の放射線検出器を含む検出器集合体が、前記第１方向お
よび前記第２方向にそれぞれ複数個配置され、
前記検出器集合体は、複数の放射線検出器の同極の電極同士を接続して構成され、
前記検出チャンネルは、前記第１方向で隣り合う一対の前記検出器集合体をそれぞれに
含まれる前記放射線検出器同士を電気的に接続して構成され、前記一対の検出集合体にお
いて少なくとも２つ形成されることを特徴とする請求項１１に記載のプリント基板。 A plurality of detector assemblies including a plurality of radiation detectors arranged in the second direction are arranged in the first direction and the second direction, respectively.
The detector assembly is configured by connecting electrodes of the same polarity of a plurality of radiation detectors,
The detection channel is configured by electrically connecting the radiation detectors included in each of the pair of detector assemblies adjacent in the first direction, and is formed in at least two of the pair of detection assemblies. The printed circuit board according to claim 11, wherein: 前記配線基板は、前記複数の検出チャンネルが配置された第１配線基板と、前記複数の
新郷処理装置が配置された第２配線基板とを有し、
前記第１配線基板と前記第２配線基板とは、互いに着脱自在に結合されていることを特
徴とする請求項１２から請求項１５のいずれか１項に記載のプリント基板。 The wiring board has a first wiring board on which the plurality of detection channels are arranged, and a second wiring board on which the plurality of Shingo processing devices are arranged,
The printed circuit board according to any one of claims 12 to 15, wherein the first wiring board and the second wiring board are detachably coupled to each other. 複数の放射線検出器、および前記放射線検出器が取り付けられた配線基板を有し、被検
体を支持するベッドが挿入される計測領域を取り囲み前記計測領域の周囲に配置された複
数の放射線検出モジュールと、前記放射線検出器から出力された放射線検出信号を基に得
られた情報を用いて画像を生成する画像情報作成装置とを備えた核医学診断装置であって
、
前記計測領域の半径方向において隣り合って配置されている複数の放射線検出器同士が
電気的に相互に接続されて構成される複数の検出チャンネルを備えていることを特徴とす
る核医学診断装置。 A plurality of radiation detectors, and a plurality of radiation detection modules having a wiring board to which the radiation detectors are attached, surrounding a measurement region in which a bed supporting a subject is inserted and arranged around the measurement region A nuclear medicine diagnostic apparatus comprising an image information creation device that generates an image using information obtained based on a radiation detection signal output from the radiation detector,
A nuclear medicine diagnosis apparatus comprising a plurality of detection channels configured such that a plurality of radiation detectors arranged adjacent to each other in the radial direction of the measurement region are electrically connected to each other. 複数の放射線検出器、および前記放射線検出器が取り付けられた配線基板を有し、被検
体を支持するベッドが挿入される計測領域を取り囲み前記計測領域の周囲に配置された複
数のプリント基板と、前記放射線検出器から出力された放射線検出信号を基に得られた情
報を用いて画像を生成する画像情報作成装置とを備えた核医学診断装置であって、
前記プリント基板は、
配線基板と、前記配線基板の第１領域に設けられ、複数の放射線検出器を含む複数の検
出チャンネルと、前記配線基板の第２領域に設けられ、前記検出チャンネルの各々に別々
に接続された信号処理装置とを備え、
前記放射線検出器は、前記第１領域から前記第２領域に向かう第１方向、および前記第
１方向と直交する第２方向にそれぞれ複数個配置され、
前記検出チャンネルは、第１方向で隣り合う一対の前記放射線検出器同士が電気的に相
互に接続されて構成されていることを特徴とする核医学診断装置。 A plurality of radiation detectors, and a printed circuit board having a wiring board to which the radiation detectors are attached, surrounding a measurement region into which a bed supporting a subject is inserted, and arranged around the measurement region; A nuclear medicine diagnostic apparatus comprising an image information creation device that generates an image using information obtained based on a radiation detection signal output from the radiation detector,
The printed circuit board is
A wiring board, a plurality of detection channels provided in a first area of the wiring board and including a plurality of radiation detectors, and provided in a second area of the wiring board and separately connected to each of the detection channels. A signal processing device,
A plurality of the radiation detectors are arranged in a first direction from the first region to the second region, and in a second direction orthogonal to the first direction, respectively.
The nuclear medicine diagnostic apparatus, wherein the detection channel is configured by electrically connecting a pair of radiation detectors adjacent in the first direction. 前記半導体検出素子が、ＣｄＴｅ，ＣｄＺｎＴｅおよびＧａＡｓのいずれかにて構成さ
れていることを特徴とする請求項１７または請求項１８に記載の核医学診断装置。 The nuclear medicine diagnosis apparatus according to claim 17 or 18, wherein the semiconductor detection element is made of any one of CdTe, CdZnTe, and GaAs.

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