JP4365762B2 - 核医学診断装置および核医学診断装置の冷却方法 - Google Patents

Description

本発明は、放射線を利用した核医学診断装置に係り、特に、陽電子放出型断層撮影装置（Positron Emission Computed Tomography、以下、「ＰＥＴ」という）等の放射線検査を行うのに好適な核医学診断装置および核医学診断装置の冷却方法に関する。

放射線を利用した検査技術は、被検体内部を非破壊で検査することができる。特に、人体に対する放射線検査技術には、Ｘ線ＣＴ、ＰＥＴ、単光子放出型断層撮影装置（Single Photon Emission Computed Tomography、以下、「ＳＰＥＣＴ」という）等がある。
これらの技術は、いずれも、検査対象の物理量を放射線飛翔方向の積分値として計測し、その積分値を逆投影することにより被検体内の各ボクセルの物理量を計算し画像化する技術である。これらの技術では、膨大なデータを処理する必要があり、近年のコンピュータの技術の急速な発達に伴い、高速・高詳細画像が提供されるようになってきた。

核医学診断装置であるＰＥＴ及びＳＰＥＣＴは、Ｘ線ＣＴ等では検出できない分子生物学レベルでの機能や代謝の検出が可能な手法であり、身体の機能画像を提供することが可能である。ＰＥＴは、¹⁸Ｆ，¹⁵Ｏ，¹¹Ｃ，といったポジトロン放出核種で標識した放射性薬剤を投与し、その分布を計測して画像化する手法である。薬剤には、フルオロデオキシグルコース（2-[F-18]fluoro-2-deoxy-D-glucose、¹⁸ＦＤＧ）等があり、これは、薬剤が糖代謝により腫瘍組織に高集積することを利用し、腫瘍部位の特定に使用される。
体内に取り込まれた放射線核種は、崩壊してポジトロン（β＋）を放出する。放出されたポジトロンは電子と結合して消滅する際に、それぞれ５１１ｋｅＶのエネルギーを有する一対の消滅γ線（消滅γ線対）を放出する。この消滅γ線対は、ほぼ反対方向（１８０度±０.６度）に放射されるので、被検体の周りを取り囲むように配置した複数の放射線検出器で消滅γ線対を同時検出し、その放射方向データを蓄積することで投影データを得ることができる。投影データを逆投影（前記フィルタードバックプロジェクション法等を使用）することにより放射位置（放射線核種の集積位置）を同定し画像化することが可能となる。

ＳＰＥＣＴは、シングルフォトン放出核種で標識した放射性薬剤を投与し、その分布を計測して画像化する手法である。薬剤からは１００ｋｅＶ程度のエネルギーをもった単一γ線が放出され、この単一γ線を放射線検出器で計測している。単一γ線の計測では、その飛翔方向を同定できないので、ＳＰＥＣＴでは放射線検出器の前面にコリメータを挿入し、特定の方向からのγ線のみを検出することにより投影データを得る。ＰＥＴ同様、フィルタードバックプロジェクション法等を利用し投影データを逆投影して画像データを得る。ＰＥＴと異なるところは、単一γ線の計測に起因して同時計測の必要がなく、放射線検出器の数が少なくて済むこと等であり、装置構成が簡単である。

前記した従来のＰＥＴ、ＳＰＥＣＴ等の核医学診断装置では、画像を得るために、放射線検出器としてシンチレータを使用している。シンチレータは、入射したγ線を一旦可視光に変換し、その後、光電子増倍管（ホトマル）により電気信号に変換し直すという処理を行っている。シンチレータは、可視光変換時のホトン発生数が少ない上に、前記のように２段階の変換過程を必要とするためにエネルギー分解能が低く、必ずしも高精度の診断を行なうことができないという問題を有していた。エネルギー分解能の低下は、特に、ＰＥＴの３Ｄ撮像時に定量性評価が出来ない原因となっている。なぜなら、エネルギー分解能が低いためにγ線のエネルギー閾値を低くせざるを得なく、３Ｄ撮像時に増加するノイズである体内散乱を多く検出してしまうからである。

そこで、近年、核医学診断装置用の放射線検出器として半導体検出器を用いることが注目されている。半導体検出器は、入射したγ線を直接電気信号に変換するものであり、生成される電子やホール対の数が多いために、エネルギー分解能が高いという特徴を有している。

通常、シンチレータや半導体検出器における時間分解能やエネルギー分解能といった特性は、高温の環境下において低下を来たすことが知られており、そのための手段として核医学診断装置に冷却機構を備えたものが開示されている（例えば、特許文献１，２参照）。
特開平１０−１６０８４７号公報（全頁） 特開平９−２７６２６２号公報（全頁）

ところで、ＰＥＴ検査では、消滅γ線対の検出を行うために、検出したイベントの同時性を判断（同時計測）する必要がある。消滅γ線対の検出時刻には、放射線検出器や回路系のノイズ等によりゆらぎが存在するため、同時性を判断するために、許容できる特定の同時計測時間窓を設け、この同時計測時間窓内で検出した２個のイベントが同時のものであるとして判定している。

一方、核医学診断装置において、画質の向上および画像情報の定量性の向上を図るためには、前記したシンチレータや半導体検出器における時間分解能、エネルギー分解能の特性を向上することが挙げられる。
時間分解能の特性が向上すると、前記同時計測時間窓を小さくすることが可能となる。そうすると、真の消滅γ線対ではない、γ線を偶発的に捕らえてしまう確率が低減されることとなる。偶発的に捕らえられたγ線対（偶発同時イベント）は、真の位置情報を保持していないので、このようなノイズ成分が排除されることにより、画質および画像情報の定量性が向上する。また、エネルギー分解能の特性が向上すると、前記のような体内散乱によるγ線を排除することができ、画質および画像情報の定量性が向上する。

しかしながら、核医学診断装置の高性能化に伴い、放射線検出器の増加および高密度化が進んでおり、また、装置の小型化に伴って内部に組み込まれる電子回路機器等の稠密化も進んでいる状況では、前記従来の冷却機構を適用しても、放射線検出器を含む電子回路機器（信号処理装置）から発生する熱を十分に冷却することができず、その結果として、時間分解能やエネルギー分解能の特性が低下するという懸念があった。

本発明は、信号処理装置で発生する熱が放射線検出器に伝わることを抑制することができる核医学診断装置および核医学診断装置の冷却方法を提供することを目的とする。

前記課題を解決するため、本発明の核医学診断装置は、放射線検出器と信号処理装置とをユニット基板上に設け、撮像装置内に形成される、放射線検出器が配置される第１の領域、および信号処理装置が配置される第２の領域をお互いに分離する断熱部材を、撮像装置内に設けた構成とした。この構成によれば、発熱要素を有する第２の領域と発熱はしないが低温に維持したい第１の領域とを断熱部材で遮断することができ、信号処理装置で発生する熱が放射線検出器に伝わるのを抑制することができる。したがって、半導体検出器の時間分解能およびエネルギー分解能が向上し、ＰＥＴ画像の画質および定量性が向上して、高精度な診断が可能となる。

また、放射線検出器の温度上昇を抑制することができるので、放射線検出器の経時変化が抑えられ、故障率を低下させることができる。したがって、放射線検出器の特性が安定したものとなり、装置の信頼性が向上するとともに、ランニングコストの低減を図ることができる。

さらに、放射線検出器と信号処理装置とを第１，第２の基板からなるユニット基板上に設けて、検出精度がより向上するように構成することができる。

好ましくは、冷却装置により、冷却材を供給するように構成する。ここで、冷却材は、第１の領域から第２の領域に供給されるように構成してもよいし、第１，第２の領域に別々に供給されるように構成してもよい。さらに、発熱要素を有する第２の領域にのみ供給されるように構成してもよい。これらのような構成とすることにより、第２の領域における温度上昇が抑制され、第１の領域の放射線検出器側における温度上昇が著しく抑制されるようになる。

好ましくは、半導体放射線検出器を用いることで検出精度を上げるように構成する。この構成においては、半導体放射線検出器を用いてダイレクトに放射線を検出することができるので、時間分解能及びエネルギー分解能を向上させることができる。

さらに、複数のユニット基板を収納部材内に設けた検出器ユニットを備え、複数の検出器ユニットを、被検体を支持するベッドの周囲に配置し、断熱部材を収納部材内に配置して構成することができる。このように、ユニット基板が収納部材内に設置され、断熱部材によって第１の領域と第２の領域とがお互いに分離される構造では、放射線検出器の温度上昇の抑制を効果的に行うことができる。また、放射線検出器の存在する部分が収納部材の外側に位置するように構成することもできる。このように構成することで、断熱部材による放射線検出器の温度上昇の抑制をより効果的に行うことができる。

また、冷却材が供給される第１，第２の冷却材通路を撮像装置に形成し、これらの通路に検出器ユニットの、第１，第２の領域の部分をそれぞれ配置することにより、通路に供給される冷却材で効率よく冷却が行われるように構成することもできる。

また、本発明の核医学診断装置の冷却方法は、ユニット基板上の放射線検出器が設置される第１の領域と信号処理装置が設置される第２の領域とを断熱部材によりお互いに分離し、第２の領域に冷却材を供給するステップを具備する。これによれば、信号処理装置が配置される第２の領域を冷却材で冷却することができ、放射線検出器を低温状態に保持することができる。

冷却材は、第１，第２の領域に別々に供給されるように構成してもよいし、第１の領域に供給した後、第１の領域から第２の領域に供給されるように構成してもよい。この場合、第１の領域から第２の領域に供給される冷却材により放射線検出器を効率よく冷却することができ、放射線検出器を低温状態に保持することができる。

本発明によれば、信号処理装置で発生した熱が放射線検出器に伝わることを抑制することができる核医学診断装置および核医学診断装置の冷却方法が得られる。

次に、本発明の好適な一実施形態である核医学診断装置について、適宜図面を参照して詳細に説明する。なお、本実施形態では、核医学診断装置を構成する撮像装置としてＰＥＴ装置を例にとって説明する。もちろん、本発明はＰＥＴ装置に限らずＳＰＥＣＴ等のその他の撮像装置を用いた核医学診断装置に適用することが可能である。

〔実施形態１〕
はじめに、図１、図２を参照して、本実施形態の核医学診断装置（ＰＥＴ装置１）の概略構成を説明する。ＰＥＴ装置１は、撮像装置１１と、この撮像装置１１が撮像して得た検出データを処理して画像データに変換するデータ処理装置１２と、このデータ処理装置１２が出力する画像データを二次元または三次元的に表示する表示装置１３と、被検者（被検体）Ｈ（図２参照）を体軸方向に進退動可能に載せるベッド１４とを備えている。
撮像装置１１は、多数の半導体放射線検出器（以下、単に検出器という（図３（ａ）（ｂ）、図４参照、以下同様）、詳細は後記する）２１を有する検出器ユニット２を備えている。検出器ユニット２は、撮像装置１１のケーシング１１Ａ内に配置され、図２に示すように、撮像装置１１の空間Ｓ内に挿入されたベッド１４を取り囲むように、被検者Ｈの体軸Ｚを中心として周方向に多数配置されている。撮像装置１１には、さらに冷却装置５０（図２に構成要素の一部を図示）が設けられている。

被検者Ｈには、放射性薬剤、例えば、半減期が１１０分の¹⁸Ｆを含んだフルオロデオキシグルコース（ＦＤＧ）が投与される。この放射性薬剤は、例えば、がんの患部Ｃ（図２）に集積する。図２に示すように、このＦＤＧから放出された陽電子の消滅時に生じる一対のγ線（放射線）が、被検者Ｈの体内から同時に１８０度±０．６度の方向に放出される。これらのγ線は、１８０度反対方向に位置する２つの検出器２１で検出される。これらの検出器２１から出力される検出信号に基づいて、被検者Ｈの体内におけるγ線の発生源（放射性薬剤の集積部）の位置が特定される。

図２に示された、検出器ユニット２およびその周辺部の構成は、その配置を説明するために概略的に示したものであって、詳細な構成については後に詳しく説明する。撮像装置１１に設けられた冷却装置５０は、この検出器ユニット２の検出器２１を冷却するためのものである。本実施形態では、検出器２１を冷却する冷却材（冷媒）として空気を利用している。冷却装置５０の詳細については後記する。

データ処理装置１２は、図２に示すように、同時計測装置１２Ａ、及び画像情報作成装置１２Ｂを有する。データ処理装置１２は、検出器ユニット２に内蔵された結合基板２２（図３（ｂ））の結合ＦＰＧＡ２８から出力されるデータ（後記するパケットデータ）を取り込む。同時計測装置１２Ａは、この取り込んだデータのうち同一の発生源からのペアのγ線からこれらのγ線を検出した一対の検出器２１の位置を特定し、これらの位置情報を図示しない記憶装置に記憶する。そして、画像情報作成装置１２Ｂは、この特定された位置情報に基づいて被検者ＨにおけるＰＥＴ画像情報（断層像情報）を作成し、これを表示装置１３に表示させるべく出力するようになっている。

具体的には、同時計測装置１２Ａにおいて、複数の検出データの検出時刻データを比較し、同時計測時間窓長、例えば、１０ｎｓ以内である２つのデータを有効データ対として判定する。さらに、画像情報作成装置１２Ｂにおいて、前記有効データ対の検出器２１のＩＤからγ線対の飛翔方向データを集積し、そのデータから画像再構成を実施してＰＥＴ画像を作成する。そして、作成したＰＥＴ画像を表示装置１３に出力する。

次に、主要構成部分の詳細について説明する。
まず、図３（ａ）（ｂ）を参照して、検出器ユニット２について説明する。検出器ユニット２は、複数のユニット基板２０を収納部材である筐体３０内に収納して構成される。ちなみに、撮像装置１１（図２参照）は、この検出器ユニット２が周方向に６０〜７０個着脱自在に配置されて構成されており、保守点検が容易なようにされている。
ユニット基板２０は、第１の基板としての検出器基板２０Ａと、第２の基板としての信号処理基板２０Ｂとを含んでいる。ユニット基板２０は、図２に示した被検者Ｈの体軸Ｚ方向（ベッド１４の長手方向）に複数枚並べられた状態で、筐体３０内に配置されている。本実施形態では、図３（ｂ）に示すように、ユニット基板２０が計１５枚設けられている。

検出器基板２０Ａと信号処理基板２０Ｂとは、互いの端部近傍で重なり合うオーバラップ部分を設けて、これらのオーバラップ部分に存在するコネクタＣ１同士を接続することにより相互に機械的かつ電気的に連結されている。このオーバラップ部分において、検出器基板２０Ａおよび信号処理基板２０Ｂは、互いにねじ（図示せず）で着脱自在に結合されている。このような、検出器基板２０Ａと信号処理基板２０Ｂとの電気的な接続構造を用いることで、信号を検出器基板２０Ａから信号処理基板２０Ｂへ低損失で伝送することができる。ちなみに、損失が少なくなると、例えば、検出器２１としてのエネルギー分解能が向上する。
このように、検出器基板２０Ａと信号処理基板２０Ｂとの電気的接続は、コネクタＣ１によって行われることから、基板同士の接続・接続の解除（結合・結合の解除）は容易である。したがって、例えば、後記する検出器２１やアナログＡＳＩＣ２４，デジタルＡＳＩＣ２６に不具合が生じた場合には、不具合のある部分だけを取り替えれば済む。よって、一部に不具合があるために、ユニット基板２０全体を新しいものに取り替えるといったような無駄を無くすことができ、保守費用を低減することができる。
なお、ユニット基板２０は、前記構成に限らず、例えば、１枚の基板から構成して前記検出器基板２０Ａおよび信号処理基板２０Ｂに設けられている後記する各エレメントを、この１枚の基板上に設けるように構成してもよい。このようなユニット基板２０では、コネクタＣ１がない分、コストが低減されるとともに、組み立てが簡単になる。

信号処理基板２０Ｂの他端（上端）には、基板コネクタＣ２が設けられており、図３（ｂ）に示すように、この基板コネクタＣ２を介して接続された連絡線Ｒ１により、ユニット基板２０は、その後方側（図３（ｂ）における右方）に配置された後記する結合基板２２に対して電気的に接続されている。

検出器基板２０Ａは、図３（ａ）（ｂ）に示すように、複数の検出器２１を基板本体２０ａの両面にそれぞれマトリックス状に配置している。図３（ａ）では基板本体２０ａの片面当り、撮像装置１１の周方向（空間Ｓの周方向、図４参照）に１６個、撮像装置１１の半径方向（空間Ｓの半径方向、図４参照）に４個、の計６４個の検出器２１が設けられる。本実施形態では、検出器２１が、撮像装置１１の中心軸（被検者Ｈの体軸Ｚと略同軸）を中心として周方向に並べられて配置されている。本実施形態では、検出器２１の配列ピッチを小さくして、検出器２１の相互間の隙間が狭い状態となるように検出器２１を密に配置してあり、これによって、検出器基板２０Ａ上における検出器２１の高実装化を図っている。したがって、検出器基板２０Ａにおけるγ線の検出効率は向上されたものとなり、検査時間を低減している。

検出器２１は、図示しないカソードとアノードとに挟まれて積層された半導体部材を有する。この半導体部材は、ＣｄＴｅ（テルル化カドミウム）、ＴｌＢｒ（臭化タリウム）、ＧａＡｓ（ガリウム砒素）等のいずれかの単結晶で構成される。アノードおよびカソードは、Ｐｔ（白金）、Ａｕ（金）、Ｉｎ（インジウム）等のいずれかの材料が用いられる。検出器２１をこのような構造とすることにより、電荷の収集効率が高められるとともに、素通りしてしまうγ線の量を少なくして、半導体部材とγ線との相互作用（カウント数）を増やす（感度を上昇させる）ことができる。なお、検出器２１は、必ずしもこのような積層構造とする必要はなく、単層としてもよいし、また、適宜の層構造としてもよい。

ここで、ＰＥＴ装置１では、設置される検出器２１の数が多くなればなるほどγ線が検出され易くなり、かつ、γ線検出の際の位置精度が高められる。このため、検出器２１は、前記のように密に配置されることが好ましく、また、図５に示すように、検出器ユニット２が、撮像装置１１のケーシング１１Ａ（図２参照）内において周方向に近接して配置されることが好ましい。このような配置構造を採ることにより、得られる画像の位置分解能を高めることができる。

かかる構成により、各検出器２１は、ＰＥＴ撮影で用いる５１１ｋｅＶのγ線（放射線）を検出して、そのγ線のエネルギー（半導体材料と相互作用を起こしたエネルギー）に対応したアナログ信号（γ線検出信号）を出力する。

次に、信号処理基板２０Ｂについて説明する。信号処理基板２０Ｂは、それぞれの検出器２１において出力されたγ線検出信号を処理する、信号処理装置である集積回路（アナログＡＳＩＣ２４，ＡＤＣ２５，デジタルＡＳＩＣ２６）を基板本体２０ｂに設置している。これらの集積回路は、検出器２１から出力された微弱なγ線検出信号を増幅し、検出したγ線のエネルギーおよび検出時刻を計測する。そして、この計測されたエネルギーおよび検出時刻のデータに、予め設定されている検出器ＩＤを付加し、パケットデータ（デジタルデータ）として出力する。この出力されたパケットデータは、基板コネクタＣ２から連絡線Ｒ１を通じて結合基板２２の結合ＦＰＧＡ２８に送られる。

結合基板２２は、図３（ｂ）に示すように、各ユニット基板２０に電圧を供給するための昇圧装置である高圧電源２７と、各ユニット基板２０の基板コネクタＣ２を通じて出力された前記パケットデータを集約する結合ＦＰＧＡ（Field Programmable Gate Array）２８と、これら集約されたパケットデータをデータ処理装置１２に送信するデータ転送装置２９とを備えている。本実施形態では、結合基板２２がユニット基板２０と同様に並べられて、後記する筐体３０の後方側（図３（ｂ）における右方）に配置した。しかし、これに限らず、結合基板２２は、筐体３０の前方側等に配置することができる。

高圧電源２７は、図示しない撮像装置１１の外部に設置された低圧の電源に接続されており、ＤＣ−ＤＣコンバータにより低圧の電圧を３００Ｖに昇圧して各ユニット基板２０の各検出器２１に供給する。また、高圧電源２７は、結合基板２２に搭載されて筐体３０内に配置されるので、検出器ユニット２を支持部材であるユニット支持部材４０（図２）に取り付けることによって撮像装置１１に容易に設置できる。
本実施形態では、撮像装置１１において、各ユニット基板２０は、基板本体２０ａに設けられた各検出器２１がベッド１４の長手方向を向くように配置されているが、この構造には限定されない。例えば、基板本体２０ａに設けられた各検出器２１が撮像装置１１の周方向を向くように各ユニット基板２０を配置してもよい。

次に、このようなユニット基板２０および結合基板２２の筐体３０への収納について説明する。
筐体３０は、横断面が矩形（好ましくは、長方形）の筒状体であり、撮像装置１１のケーシング１１Ａ内に設けられるリング状（環状）のユニット支持部材４０（図４参照）に周方向に取り付けられる。筐体３０は、図３（ａ）（ｂ）に示すように、側部３１がユニット基板２０の信号処理基板２０Ｂを覆う大きさに形成されているとともに、下端部に開口が形成されている。これにより、筐体３０内にユニット基板２０を設置すると、ユニット基板２０の信号処理基板２０Ｂが筐体３０内に配置されるが、検出器基板２０Ａの大部分、すなわち検出器基板２０Ａの、検出器２１が設置された部分が筐体３０の開口から下方（外側）に突出する。すなわち、基板本体２０ａ上の全検出器２１は、筐体３０で覆われることなく、筐体３０の外部に位置する。このため、後記するように、ユニット支持部材４０に検出器ユニット２を取り付けた状態では、検出器２１が、ユニット支持部材４０内の第１導風路４１に露出された状態で配置されることとなる。

本実施形態では、前記のように、筐体３０内に収納されるユニット基板２０が、奥行方向（ベッド１４の長手方向）に重なり合わないように１５列並べて配置されているとともに、結合基板２２が、筐体３０の後部側に配置されている。これらのユニット基板２０および結合基板２２は、筐体３０の長手方向（ベッド１４の長手方向）に延びて筐体３０に設けられた４本の基板固定棒３２に貫通されて支持されることにより筐体３０に取り付けられる。

筐体３０の上部は、内側に折り曲げられており、この部分に、排気用のユニットファン３３が取り付けられている。このユニットファン３３は、図示しない薄形のモータにより回転駆動されるファンを内蔵しており、後記するように筐体３０内の空気を筐体３０の上方の排気ダクト４３（図２参照）に対して排出する役目をなしている。ユニットファン３３は、結合基板２２に供給された図示していない低圧の電源から電力の供給を受けて作動するようになっている。なお、ユニットファン３３は、常時作動型であるが、筐体３０内の温度が所定の温度となったことを検出して作動するように構成してもよい。このように構成することで電力の消費を抑えることができる。

筐体３０の下部の開口には、ユニット基板２０との間に形成される全ての隙間Ｓ１を埋めるように、断熱部材３５が充填されている。本実施形態では、ユニット基板２０のコネクタＣ１の位置で、ユニット基板２０相互間、ユニット基板２０と結合基板２２との間、ユニット基板２０と筐体３０の内面との間、および結合基板２２と筐体３０の内面との間にそれぞれ形成される隙間Ｓ１に断熱部材３５が充填され（目張りされ）、筐体３０の開口が封鎖されている。つまり、断熱部材３５を境にして、検出器基板２０Ａの、全検出器２１が位置する筐体３０の外側の空間（第１の領域Ａ）と信号処理基板２０Ｂが位置する筐体３０の内側の空間（第２の領域Ｂ）とがお互いに分離されている。断熱部材３５の存在により、筐体３０の下部の開口を通じての第１の領域Ａおよび第２の領域Ｂ相互間での空気の流れが遮断されている。したがって、第２の領域Ｂの集積回路（デジタルＡＳＩＣ２６等）の熱によって加熱された空気が第１の領域Ａに流れ込んで検出器２１が加熱されることが防止される。したがって、検出器２１が高温に曝されることがない。

断熱部材３５としては、熱伝導率が低く、隙間Ｓ１に対する充填性に優れた材料、例えば、ウレタンを用いることができる。好ましくは、電磁波を遮蔽することが可能な部材、例えば、金属シートでウレタンを包むとよい。このような電磁波を遮蔽することが可能な部材を用いることにより、集積回路（デジタルＡＳＩＣ２６等）から発生する電磁波から検出器２１を防御することができる。これにより、検出器２１の時間分解能及びエネルギー分解能を高めることができる。また、断熱部材３５は、弾性を有する部材、例えばゴム等の弾力性を備えた部材を用いることが好ましい。このような部材を用いることにより、隙間Ｓ１の目張りを行う作業がより簡便化し、さらに、ＰＥＴ装置１を移送する際にユニット基板２０に振動が生じても、これを好適に抑制することができる。

なお、前記例においては、断熱部材３５をユニット基板２０のコネクタＣ１の周囲および結合基板２２の下端部周りに充填して開口を閉じたが、これは一例を示すものであって、集積回路（デジタルＡＳＩＣ２６等）からの熱が検出器２１側に伝わるのを防止することのできる任意の位置、例えば、アナログＡＳＩＣ２４の下方近傍位置等において開口を閉じるように構成してもよい。

筐体３０の側部３１には、筐体３０の外側から冷却材である空気を筐体３０内に導くための通気孔３４が多数設けられている。通気孔３４は、筐体３０内の第２の領域Ｂに連絡されている。ユニットファン３３の駆動により、筐体３０外部の後記する第２導風路４２にある空気が、確実に筐体３０内に導かれる。本実施形態では、通気孔３４が、筐体３０の長手方向に所定の間隔を置いて複数設けられている。これによって、筐体３０内に略均一に所定量の空気が導入されるようになっている。

このような筐体３０を有する検出器ユニット２は、撮像装置１１のケーシング１１Ａ内に設置されたユニット支持部材４０に取り付けられる。すなわち、検出器ユニット２は、図４に示すように、撮像装置１１のユニット支持部材４０に形成された開口部４０ａに検出器２１側から挿入され、リング状のユニット支持部材４０の開口縁４０ｂ（図４、図５参照）に筐体３０の側部３１の下端部が密着した状態で着脱可能に固定される。開口縁４０ｂは、開口部４０ａ相互間に存在する。筐体３０の下端部が開口縁４０ｂの外面に設けられた嵌合部材５５内に挿入されるため、検出器ユニット２の、撮像装置１１の周方向における位置決めがなされる。空間Ｓを取り囲む円筒板４０ｃが、開口縁４０ｂの内側に位置してユニット支持部材４０に取り付けられる。前記のように、全てのユニット基板２０に備わった全検出器２１は、筐体３０の外側に位置しているので、検出器ユニット２をユニット支持部材４０の開口部４０ａに取り付けると、検出器ユニット２の各検出器２１は、開口縁４０ｂ、すなわちユニット支持部材４０と円筒板４０ｃとの間に形成される環状の第１導風路４１内に位置することとなる。なお、検出器ユニット２の固定は、図示しないねじ等を用いることにより行われる。これにより、検出器ユニット２は、ユニット支持部材４０に対して着脱可能に構成される。したがって、メンテナンス等が行い易いという利点が得られる。

また、図５に示すように、検出器ユニット２は、下部（ユニット支持部材４０よりも内側に位置する部分）に側部３１（図３（ａ）参照）が形成されていないので、その分、隣り合う検出器ユニット２の検出器基板２０Ａ同士は、周方向に近接して配置することができる。これにより、周方向に隣り合う検出器基板２０Ａ間のデッドスペースが小さくなり、これらの検出器基板２０Ａのそれぞれの端部に位置して互いに隣り合う検出器２１相互間の間隔が狭くなる。これによって、放射線の検出感度を向上させることができる。したがって、検査時間の短縮を図ることが可能となる。

次に、本実施形態の特徴的構成である冷却装置５０について説明する。冷却装置５０は、図２に示すように、送風装置５１と、この送風装置５１からの空気が導入される、ユニット支持部材４０の第１導風路（第１冷却材通路）４１と、ユニット支持部材４０の外側を取り囲むように設けられ、第１導風路４１からの空気が導入される第２導風路（第２冷却材通路）４２と、この第２導風路４２の外側を取り囲むように設けられた排気ダクト４３と、この排気ダクト４３に設けられた排気ファン４４とを主として備えている。環状の第１導風路４１は、前述したように、開口縁４０ｂと円筒板４０ｃとの間に形成される。また、第２導風路４２は、開口縁４０ｂ、すなわちユニット支持部材４０の外側で筐体３０相互間に形成される。第１導風路４１および第２導風路４２はケーシング１１Ａ内に形成され、排気ダクト４３および排気ファン４４はケーシング１１Ａ内に設けられる。

送風装置５１およびダクト５２はケーシング１１Ａの外部に設置される。送風装置５１は、撮像装置１１の側方や後方等の、撮像装置１１の操作やメンテナンス等の邪魔にならない場所に配置されており、撮像装置１１が設置される部屋内の空気を内蔵ファン（不図示）によって吸い込み、ダクト５２を介してユニット支持部材４０の内側の第１導風路４１に供給する。送風装置５１の吸気口側には、図示しない空気清浄フィルタが取り付けられており、この空気清浄フィルタを通過した空気が冷却空気として利用される。空気清浄フィルタとしては、集塵性能の高いヘパ（ＨＥＰＡ（High Efficiency Particle Air filter）)フィルタや電気式の集塵フィルタ等を用いることができる。なお、送風装置５１には、空気を冷却するための図示しない冷却手段を設けてもよい。この場合、ダクト５２やその他の空気が通流する箇所に、結露を防ぐための断熱材等を付設する。

第１導風路４１には、図５に示すように、ユニット基板２０の検出器基板２０Ａが周方向に所定の間隔を置いて配置される。図４に示すように、ユニット支持部材４０の背面部には、送風装置５１からのダクト５２が接続（破線で図示）されており、また、ユニット支持部材４０の正面部には、第１導風路４１に通じる通孔４１ａが複数設けられている。これにより、送風装置５１からの空気は、第１導風路４１内を後部側（ダクト５２が接続された側）から正面側（通孔４１ａが設けられた側）に向けて流れ、通孔４１ａから排出される。

通孔４１ａは、第２導風路４２に連通しており、これによって、第１導風路４１からの空気が第２導風路４２に導入されるようになっている。第２導風路４２の詳細を、図５を用いて説明する。第２導風路４２は、隣り合う筐体３０の各側部３１、それらの筐体３０に架け渡された天板４２ａおよびユニット支持部材４０の開口縁４０ｂで仕切られた空間によって形成され、各検出器ユニット２間に位置している。第２導風路４２には、通孔４１ａ（図４参照）を通して第１導風路４１からの空気が導入されるようになっている。なお、第２導風路４２の通孔４１ａに通じる部分には、通孔４１ａからの空気を第２導風路４２に導くための図示しない通路がケーシング１１Ａ内に形成されている。また、これとは反対側となる第２導風路４２の後部側の開口（筐体３０の後端部における側部３１，３１同士の間）は、図示しない板部材で閉じられている。なお、メンテナンス作業等により、検出器ユニット２のひとつをユニット支持部材４０から取り外す際には、取り外そうとする検出器ユニット２に取り付けられている天板４２ａや図示しない板部材等を外すことにより簡単に行うことができる。したがって、第２導風路４２の全体を外すというような煩雑な作業を必要とせず、簡易にメンテナンス作業等を行うことができる。

第２導風路４２は、筐体３０の側部３１に設けられた複数の通気孔３４を通して、筐体３０の内部と連通している。筐体３０のユニットファン３３の駆動と相俟って、筐体３０内には、第２導風路４２からの空気が導入されるようになっている。排気ダクト４３は、ユニットファン３３を介して筐体３０の内部と連通しており、ユニットファン３３の駆動によって、排気ダクト４３には、筐体３０の内部からの空気が排出されるようになっている。排気ダクト４３には、撮像装置１１の設置される部屋内に開口された排気口４３ａが計３個設けられており、各排気口４３ａに設けられた排気ファン４４を通じて、排気ダクト４３内の空気が部屋内に排出されるようになっている。
なお、本実施形態では、撮像装置１１が設置される部屋内の空気を吸い込んで、冷却空気として利用し、冷却後に再び部屋内に排出するように構成したが、部屋の外部から空気を吸い込んで冷却後の空気を再び部屋の外へ排出するように構成してもよい。

次に、このような冷却装置５０による冷却について説明する。撮像装置１１の図示しない電源スイッチを操作して撮像装置１１に電力を供給すると、撮像装置１１の作動に連動して送風装置５１が作動する。そうすると、部屋内の空気が送風装置５１からダクト５２を介してユニット支持部材４０の第１導風路４１に冷却空気として送られ（第１の領域Ａに冷却空気を供給するステップ）、送られた冷却空気は、第１導風路４１内を後部側から正面側に向かって通過する。第１導風路４１内には、検出器ユニット２に保持されたユニット基板２０の検出器２１が露出した状態に配置されているので、各検出器２１は、第１導風路４１内に送られてきた冷却空気により冷却される。ここで、検出器２１は、もともと発熱を生じる性質のものではないが、例えば、連結部分であるコネクタＣ１を介して信号処理基板２０Ｂ側からの熱が仮に伝わってくるという事態が生じたとしても、その熱によって検出器２１が加熱されるのを著しく抑制することができる。したがって、検出器２１の時間分解能及びエネルギー分解能を向上させることができる。

その後、第１導風路４１を通過した空気は、通孔４１ａから第２導風路４２に導入され、筐体３０の側部３１に設けられた通気孔３４を通じて筐体３０内に導入される（第１の領域Ａに供給された冷却空気（冷却材）を第１の領域Ａから第２の領域Ｂへ供給するステップ）。これにより、筐体３０内が冷却空気により冷却されて、集積回路（デジタルＡＳＩＣ２６等）が冷却され、第２の領域Ｂの温度上昇を抑制して信号処理系の熱暴走を防止することができる。したがって、装置の信頼性が向上する。

このように、冷却空気は、検出器２１が配置される第１の領域Ａから第２の領域Ｂに供給され、検出器２１を冷却した空気で集積回路（デジタルＡＳＩＣ２６等）が冷却されるようになっているので、一連の流れのなかで検出器２１および集積回路（デジタルＡＳＩＣ２６等）は、効率よく冷却されることとなる。なお、送風装置５１により供給される空気の供給量は、検出器２１の数（ユニット基板２０の数量）および集積回路（デジタルＡＳＩＣ２６等）の温度上昇状況等を考慮して、集積回路（デジタルＡＳＩＣ２６等）の熱暴走や素子の破壊を生じない程度に冷却可能で、かつ、検出器２１が低温に維持されるように設定する。

筐体３０内に供給された冷却空気は、ユニットファン３３により強制的に排気ダクト４３に排気される。排気ダクト４３に排気された冷却後の空気は、排気口４３ａに設けられた排気ファン４４によって、排気口４３ａから部屋内に排出される。以上のようにして、冷却装置５０による冷却空気を用いた冷却が行われる。

なお、本実施形態で用いているＣｄＴｅを半導体材料とする検出器２１は、光に反応して電荷を発生することから、外部からの光が侵入してこの検出器２１に照射しないように遮光が施されている。具体的には、図４に示した筐体３０やユニット支持部材４０は、アルミニウムまたはアルミニウム合金といった遮光性を有する材料から構成され、両者が嵌合する部分も含め、光が侵入する隙間をなくすように構成されている。

空間Ｓの方向から侵入する光に対しては、円筒板４０ｃをその外周面が検出器基板２０Ａの自由端（下端）の近傍に位置するように配置することで、光が検出器２１に到達するのを確実に防御することができる。また、円筒板４０ｃをアルミニウム合金（またはアルミニウム）から構成することで遮光性を向上させることができる。さらに、空間Ｓの方向から侵入する光を防御する他の方法としては、図示しない遮光カバー等で筐体３０を覆うように構成してもよいし、また、遮光カバー等の代わりに遮光膜が形成されるように検出器２１に遮光材を塗布してもよい。

また、排気ダクト４３は、周方向に分割して、排気ダクト４３を区切り、各区切られた排気ダクト４３の空間毎に排気ファン４４を設けるようにしてもよい、このように排気ファン４４を独立して設けることにより、より効率のよい排気を行うことができ、冷却空気のスムーズな通流を実現することができる。また、排気ダクト４３は、２分割や４分割以上に区切る構成としてもよい。

以下では、本実施形態における効果を説明する。
（１）この核医学診断装置によれば、ユニット基板２０が、検出器２１を設置した検出器基板２０Ａ（第１の基板）と、信号処理装置を設置した信号処理基板２０Ｂ（第２の基板）とからなり、検出器２１が配置された第１の領域Ａと信号処理装置が配置された第２の領域Ｂとが、断熱部材３５でお互いに分離された構成となっているので、集積回路（デジタルＡＳＩＣ２６等）により生じた熱が、断熱部材３５で遮断され、検出器２１側に伝わることを著しく抑制できる。これにより、第１の領域Ａにある検出器２１の温度上昇を著しく抑制することができ、検出器２１を低温に維持することができる。これにより、時間分解能およびエネルギー分解能を向上させることができる。また、時間分解能を向上させることができるので、γ線の同時計測時間窓を小さくすることが可能となり、γ線を偶発的に捕らえてしまう確率が低減される。さらに、エネルギー分解能を向上させることができるので、体内散乱が除去（ノイズが低減）されるようになる。したがって、ＰＥＴ画像の画質および定量性が向上して、高精度の診断を行うことができる核医学診断装置が得られる。
しかも、検出器基板２０Ａと信号処理基板２０ＢとがコネクタＣ１を介して結合されているので、信号処理基板２０Ｂ側からの熱が検出器基板２０Ａ側に直接的に伝わり難くなり、検出器基板２０Ａに設置した検出器２１の温度上昇を著しく抑制することができる。これにより、時間分解能やエネルギー分解能がより一層向上された核医学診断装置が得られる。
また、検出器２１の温度上昇を抑制できるので、検出器２１の経時変化が抑えられ、故障率を低下させることができる。したがって、検出器２１の特性が安定したものとなり、撮像装置１１の信頼性が向上するとともに、ランニングコストの低減を図ることができる。
さらに、検出器２１が低温に維持されることとなるので、結合基板２２の高圧電源２７から供給される電圧が安定するという利点も得られる。
（２）この核医学診断装置によれば、冷却装置５０により供給される冷却空気により、第１，第２の領域Ａ，Ｂを好適に冷却することができる。しかも、冷却空気は、冷却装置５０により第１の領域Ａから第２の領域Ｂに供給されるようになっているので、発熱要素のない温度の低い側である検出器２１側が冷却された後に、温度の高い側である集積回路（デジタルＡＳＩＣ２６等）側が冷却される。このため、前記した断熱部材３５による検出器２１の温度上昇を抑制することができる効果と相俟って、検出器２１の温度上昇をより一層抑制することができる。
（３）この核医学診断装置によれば、ユニット基板２０を筐体３０内に複数枚収納して検出器ユニット２を構成し、被検者Ｈを支持したベッド１４が挿入されるリング状のユニット支持部材４０の周方向に検出器ユニット２が複数配置された構成となっているので、検出器２１の高密度実装化を図ることができ、空間分解能が向上すると共に実質的な感度向上による検査時間の短縮された核医学診断装置が得られる。特に、検出器基板２０Ａの、検出器２１が存在する部分を、筐体３０の外側に配置しているため、隣り合う検出器ユニット２のユニット基板２０の相互間の間隔を狭くでき、撮像装置１１の周方向において検出器２１をより稠密に配置することができる。したがって、撮像装置１１におけるγ線の検出感度が向上し、検査時間を短縮できる。
検出器基板２０Ａの、検出器２１が存在する部分を、筐体３０の外側に配置しているため、図７の構成に比べて検出器２１の冷却効率が向上する。
また、検出器ユニット２が、ユニット支持部材４０に保持されて固定されるので、検出器ユニット２の取り付け取り外しが行い易く、保守性が高い。
（４）この核医学診断装置によれば、検出器２１の配置される第１の領域Ａが、第２の領域Ｂから断熱部材３５によりお互いに分離されているとともに、検出器ユニット２の下部に露出した状態に配置されているので、検出器２１の時間分解能やエネルギー分解能がより向上された核医学診断装置が得られる。
（５）この核医学診断装置によれば、ユニット支持部材４０に検出器２１を冷却するための第１導風路４１が形成されているので、ユニット支持部材４０を冷却空気の供給路として有効に利用することができ、冷却を行うための機構をシンプルに構成することができる。
（６）この核医学診断装置によれば、検出器２１として半導体放射線検出器を使用しているので、エネルギー分解能が向上し、体内散乱によるγ線を除去することができる。したがって、高精度の診断を行なうことができる核医学診断装置が得られる。特に、３Ｄ撮像時において、体内散乱によるγ線の増加が抑えられＰＥＴ画像の高画質化が図れると共に定量性のある検査が可能となる。
（７）この核医学診断装置によれば、検出器２１として半導体放射線検出器を使用しているので、位置分解能が向上する。従来のようなシンチレータにおいては、数十個のシンチレータの信号を１つのホトマルで増幅し、重心計算等を用いて検出したシンチレータ位置を算出しているために、位置分解能が劣化し易い。また、ホトマルを使用しているのでシンチレータ微細化には限界がある。
一方、本実施形態の核医学診断装置では、検出器２１毎に増幅回路が形成されているので、位置分解能が劣化しない。さらに、ＡＳＩＣ（２４，２６）等を使用して信号処理装置を用いているので、検出器２１の微細化が容易であり、位置分解能の更なる向上が可能となっている。
（８）この核医学診断装置では、検出器２１として半導体放射線検出器を使用し、その信号処理にＡＳＩＣ（２４，２６）を使用しているために、シンチレータで使用しているホトマルに比べて検出器２１周りの小型化が実現される。したがって、第１導風路４１が大型化するのを防止することができ、冷却装置５０を備えた構成であるにもかかわらず、撮像装置１１の小型化を図ることができる。また、検出器２１と集積回路（デジタルＡＳＩＣ２６等）とをユニット基板２０上に順序良く配置しているので、検出器ユニット２の小型化が可能となり、これによって、第２導風路４２の小型化も可能となり、冷却装置５０を備えた構成であるにもかかわらず、撮像装置１１の小型化を図ることができる。
（９）ユニット支持部材４０は、検出器ユニット２を支持する部材であり、第１導風路４１と第２導風路４２を分離する部材でもある。このため、検出器ユニット２を支持する部材と、第１導風路４１と第２導風路４２を分離する部材を別々に設ける必要がなく、撮像装置１１の構造を単純化できる。断熱部材３５も、第１の領域Ａと第２の領域Ｂを分離する部材だけでなく、第１導風路４１と第２導風路４２を分離する部材でもある。この断熱部材３５の設置も、撮像装置１１の構造をさらに単純化する。
〔実施形態２〕
他の実施形態である核医学診断装置としてのＰＥＴ装置１０を説明する。本実施形態の核医学診断装置は、図６（ａ）（ｂ），図７に示すように、検出器ユニット２の収納部材である筐体６０がユニット基板２０の全体を覆う大きさに形成されている点が実施形態１と異なる。具体的には、同図に示すように、筐体６０は、底部６０ａを有する箱型形状とされており、実施形態１で説明した筐体３０（図３（ａ）（ｂ）参照）のように下部に開口が設けられていない。つまり、筐体６０内には、断熱部材３５で仕切られる第１の領域Ａと第２の領域Ｂとが形成されるようになっている。

本実施形態では、第１導風路４１に筐体６０の下部が配置されており、これによって、第１導風路４１に供給される冷却空気により、筐体６０が冷却されるようになっている。つまり、筐体６０が冷却されることで、その内部に収納される検出器２１の温度上昇の抑制が行われるように構成されている。第１導風路４１は、実施形態１と同様に通孔４１ａ（図４参照）を介して第２導風路４２に連通しており、第１導風路４１を通過した冷却空気が通孔４１ａを通じて第２導風路４２に供給されるようになっている。

また、第２導風路４２には、筐体６０の側部６１が位置しており、側部６１に形成された通気孔３４を通じて、第２導風路４２が筐体６０内の第２の領域Ｂに連通した構成となっている。これにより、第２導風路４２に供給された冷却空気が通気孔３４を通じて第２の領域Ｂに供給される。第２の領域Ｂに供給された冷却空気は、筐体６０の上部に設けられたユニットファン３３により、排気ダクト４３内に排出される。

このようなＰＥＴ装置１０によれば、冷却装置５０により、検出器２１の温度上昇の抑制が効果的に行われ検出器２１が低温状態に維持されることとなるので、検出器２１の時間分解能やエネルギー分解能が向上される。

なお、筐体６０の下部（底部６０ａ等）に図示しない挿通孔を設けて第１導風路４１に供給された冷却空気が筐体６０の下部から第１の領域Ａ内に自然流入し、第１の領域Ａを冷却するように構成してもよい。

また、第１導風路４１と第２導風路４２とを仕切る開口縁４０ｂに通孔を設け第１導風路４１と第２導風路４２とが連通するように構成してもよい。さらに、開口縁４０ｂを削除して第１導風路４１と第２導風路４２とが一体の導風路となるように構成してもよい。

本実施形態は、前記効果（１）から（９）に加えて以下に記す効果を有する。
（１０）本実施形態の核医学診断装置によれば、ユニット基板２０の全体が筐体６０内に収納される構成となっているので、遮光性に優れ、冷却装置５０による冷却効果と相俟って、検出器２１の時間分解能やエネルギー分解能がより一層向上されるという効果が得られる。

なお、以上の各実施形態では、検出器ユニット２の撮像装置１１への装着（収納）は、前記したユニット支持部材４０によるものに限定されるものではなく、どのような装着・収納の手段・方法を用いてもよい。

また、前記実施形態では、第１の領域Ａから第２の領域Ｂに冷却空気が供給される構成としたが、これに限られることはなく、例えば、集積回路（デジタルＡＳＩＣ２６等）が設置される第２の領域Ｂにのみ、冷却装置５０により冷却空気が供給されるように構成してもよい。このような構成とすることにより、発熱要素を有する第２の領域Ｂが冷却空気により直接的に冷却されることとなるので、この場合においても、断熱部材３５による空気の通流の遮断効果と相俟って、検出器２１が設置される第１の領域Ａ側に熱が伝わり難くなり、検出器２１の温度上昇をより効果的に抑制することができる。これにより、検出器２１を低温状態に維持することが可能となって、検出器２１の時間分解能およびエネルギー分解能を向上させることができ、高精度の診断を行なうことができる核医学診断装置が得られる。また、第２の領域Ｂに配置される集積回路等の故障を少なくすることができ、撮像装置１１の信頼性が向上するとともに、保守費用等を低減することができる。

さらに、第１，第２の領域Ａ，Ｂに対して、冷却空気がそれぞれ独立して供給されるように構成してもよい。このように構成することで、第１，第２の領域Ａ，Ｂを独立して冷却することができ、第１，第２の領域Ａ，Ｂ毎の温度管理を厳格に行うことができる。これにより、例えば、検出器２１を室温と同等の状態に維持するとともに、第２の領域Ｂにおける温度を８０℃以下に保持するということも可能となる。したがって、検出器２１を低温の状態に確実に維持することができる。
この場合、冷却装置は、第１，第２の領域Ａ，Ｂ毎に２つ（第１，第２の冷却装置）設けるようにしてもよい。このように構成することにより、温度の制御性をより高めることができ、第１，第２の領域Ａ，Ｂの温度管理をより厳密に行うことができる。また、検出器２１を冷却するために、第２の領域Ｂが必要以上に冷却されてしまうことを防止することができ、冷却効率を向上させることができる。さらに、２つの独立した冷却装置を備えている構成でありながら、ランニングコストを抑えることができるという利点も得られる。

また、冷却材としては、空気に限られることはなく、水等の流体を利用することができる。この場合、冷却を行うための冷却水が供給される水ジャケット等の構成部材を第２の領域Ｂ内の空間や集積回路（デジタルＡＳＩＣ２６等）に配設することにより、冷却を行うことができる。

実施形態１にかかる核医学診断装置の構成を示す斜視図である。 図１の撮像装置の周方向の断面を模式的に示した図である。 （ａ）は本実施形態にかかる核医学診断装置に用いられる検出器ユニットを正面側から見たときの断面図、（ｂ）は同じく側断面図である。 検出器ユニットが撮像装置のユニット支持部材に装着される態様を示す斜視図である。 検出器ユニットがユニット支持部材に取り付けられた状態を示す断面図である。 （ａ）は実施形態２にかかる核医学診断装置に用いられる検出器ユニットを正面側から見たときの断面図、（ｂ）は同じく側断面図である。 検出器ユニットがユニット支持部材に取り付けられた状態を示す断面図である。

符号の説明

１ ＰＥＴ装置
２ 検出器ユニット
１１ 撮像装置
１１Ａ ケーシング
１２ データ処理装置
１２Ａ 同時計測装置
１２Ｂ 画像情報作成装置
１３ 表示装置
１４ ベッド
２０ ユニット基板
２０Ａ 検出器基板（第１の基板）
２０Ｂ 信号処理基板（第２の基板）
２１ 検出器（半導体放射線検出器）
２２ 結合基板
２４ アナログＡＳＩＣ
２５ ＡＤＣ
２６ デジタルＡＳＩＣ
２７ 高圧電源
２８ 結合ＦＰＧＡ
２９ データ転送装置
３０ 筐体
３２ 基板固定棒
３３ ユニットファン
３４ 通気孔
３５ 断熱部材
４０ ユニット支持部材
４０ｃ 円筒板
４１ 第１導風路
４２ 第２導風路
４３ 排気ダクト
４３ａ 排気口
４４ 排気ファン
５０ 冷却装置
５１ 送風装置
Ａ 第１の領域
Ｂ 第２の領域
Ｃ１ コネクタ
Ｈ 被検者（被検体）
Ｒ１ 連絡線
Ｓ 空間
Ｚ 体軸

Claims (15)

1. 被検体を支持するベッドと、撮像装置とを備え、
   前記撮像装置は、複数の放射線検出器、および前記放射線検出器の検出信号を入力する信号処理装置を含むユニット基板を有し、
   前記撮像装置内に形成される、前記放射線検出器が配置される第１の領域および前記信号処理装置が配置される第２の領域をお互いに分離する断熱部材を、前記撮像装置に設けたことを特徴とする核医学診断装置。
2. 被検体を支持するベッドと、撮像装置とを備え、
   前記撮像装置は、放射線検出器を含む第１の基板、および前記放射線検出器の検出信号を入力する信号処理装置を含み、前記第１の基板とコネクタを介して結合される第２の基板を有するユニット基板を有し、
   前記撮像装置内に形成される、前記放射線検出器が配置される第１の領域および前記信号処理装置が配置される第２の領域をお互いに分離する断熱部材を、前記撮像装置に設けたことを特徴とする核医学診断装置。
3. 冷却材を前記第２の領域に供給する冷却装置を備えることを特徴とする請求項１または請求項２に記載の核医学診断装置。
4. 冷却材を前記第１の領域から前記第２の領域に供給する通路を有する冷却装置を備えることを特徴とする請求項１または請求項２に記載の核医学診断装置。
5. 冷却材を前記第１の領域に供給する第１の冷却装置と、冷却材を前記第２の領域に供給する第２の冷却装置とを備えることを特徴とする請求項１または請求項２に記載の核医学診断装置。
6. 前記放射線検出器は、半導体放射線検出器であることを特徴とする請求項１から請求項５のいずれか１項に記載の核医学診断装置。
7. 請求項１から請求項６のいずれか１項に記載の核医学診断装置であって、
   複数の前記ユニット基板を収納部材内に設けた検出器ユニットを備え、複数の前記検出器ユニットを、被検体を支持するベッドの周囲に配置し、前記断熱部材が前記収納部材内に配置されたことを特徴とする核医学診断装置。
8. 前記ユニット基板の、前記放射線検出器が存在する部分が前記収納部材の外側に位置することを特徴とする請求項７に記載の核医学診断装置。
9. 請求項１または請求項２に記載の核医学診断装置であって、
   冷却材を供給する冷却装置と、複数の前記ユニット基板を収納部材内に設けた検出器ユニットと、を備え、複数の前記検出器ユニットが、被検体を支持するベッドの周囲に配置され、前記断熱部材が前記収納部材内に配置されており、
   前記撮像装置は前記ベッドの周囲を取り囲む環状の支持部材を備え、前記複数の検出器ユニットは前記支持部材に取り付けられ、
   前記冷却装置は、前記支持部材より内側で前記撮像装置内に形成された第１冷却材通路、および前記支持部材より外側で前記撮像装置内に形成され、前記第１冷却材通路内の前記冷却材が供給される第２冷却材通路を有し、
   前記検出器ユニットの、前記第１の領域の部分が前記第１冷却材通路内に配置され、前記検出器ユニットの、前記第２の領域の部分が前記第２冷却材通路内に配置されることを特徴とする核医学診断装置。
10. 請求項１または請求項２に記載の核医学診断装置であって、
    冷却材を供給する冷却装置と、複数の前記ユニット基板を収納部材内に設けた検出器ユニットと、を備え、複数の前記検出器ユニットが、被検体を支持するベッドの周囲に配置され、前記断熱部材が前記収納部材内に配置されており、
    前記撮像装置は前記ベッドの周囲を取り囲む環状の支持部材を備え、前記複数の検出器ユニットは前記支持部材に取り付けられ、
    前記冷却装置は、前記支持部材より内側で前記撮像装置内に形成された第１冷却材通路、および前記支持部材より外側で前記撮像装置内に形成され、前記第１冷却材通路内の前記冷却材が供給される第２冷却材通路を有し、
    前記検出器ユニットの、前記第２の領域の部分が前記第２冷却材通路内に配置され、前記検出器ユニットに設けられた前記ユニット基板の、前記放射線検出器が存在する部分が、前記収納部材の外側に位置し前記第１冷却材通路内に配置されたことを特徴とする核医学診断装置。
11. 複数の放射線検出器及び前記放射線検出器の検出信号を入力する信号処理装置を含むユニット基板、及び前記放射線検出器が配置される第１の領域及び前記信号処理装置が配置される第２の領域をお互いに分離する断熱部材を有する撮像装置を備えた核医学診断装置の冷却方法であって、
    前記第２の領域に冷却材を供給するステップを具備したことを特徴とする核医学診断装置の冷却方法。
12. 複数の放射線検出器及び前記放射線検出器の検出信号を入力する信号処理装置を含むユニット基板、及び前記放射線検出器が配置される第１の領域及び前記信号処理装置が配置される第２の領域をお互いに分離する断熱部材を有する撮像装置を備えた核医学診断装置の冷却方法であって、
    前記第１の領域に冷却材を供給するステップと、
    前記第１の領域に供給された冷却材を前記第１の領域から前記第２の領域へ供給するステップと、を具備したことを特徴とする核医学診断装置の冷却方法。
13. 被検体を支持するベッドと、撮像装置とを備え、
    前記撮像装置は、前記ベッドの周囲を取り囲む環状の支持部材、および前記支持部材に取り付けられた複数の検出器ユニットを有し、
    前記検出器ユニットは、複数の放射線検出器および前記放射線検出器の検出信号を入力する信号処理装置を含む複数のユニット基板を、収納部材内に設け、
    前記支持部材より内側で前記撮像装置内に形成された第１冷却材通路、および前記支持部材より外側で前記撮像装置内に形成された第２冷却材通路を有する冷却装置を備え、
    前記収納部材内に設けられた断熱部材が、前記放射線検出器が配置される第１の領域および前記信号処理装置が配置される第２の領域を分離し、
    前記検出器ユニットの、前記第１の領域の部分が前記第１冷却材通路内に配置され、前記検出器ユニットの、前記第２の領域の部分が前記第２冷却材通路内に配置されている核医学診断装置の冷却方法であって、
    前記第１冷却材通路に冷却材を供給し、前記第１冷却材通路内の前記冷却材を前記第２冷却材通路に供給することを特徴とする核医学診断装置の冷却方法。
14. 被検体を支持するベッドと、撮像装置とを備え、
    前記撮像装置は、前記ベッドの周囲を取り囲む環状の支持部材、および前記支持部材に取り付けられた複数の検出器ユニットを有し、
    前記検出器ユニットは、複数の放射線検出器および前記放射線検出器の検出信号を入力する信号処理装置を含む複数のユニット基板を、収納部材内に設け、
    前記支持部材より内側で前記撮像装置内に形成された第１冷却材通路、および前記支持部材より外側で前記撮像装置内に形成された第２冷却材通路を有する冷却装置を備え、
    前記収納部材内に設けられた断熱部材が、前記放射線検出器が配置される第１の領域および前記信号処理装置が配置される第２の領域を分離し、
    前記検出器ユニットの、前記第２の領域の部分が前記第２冷却材通路内に配置され、前記検出器ユニットに設けられた前記ユニット基板の、前記放射線検出器が存在する部分が、前記収納部材の外側に位置し前記第１冷却材通路内に配置されている核医学診断装置の冷却方法であって、
    前記第１冷却材通路に冷却材を供給し、前記第１冷却材通路内の前記冷却材を前記第２冷却材通路に供給することを特徴とする核医学診断装置の冷却方法。
15. 前記ユニット基板は、前記放射線検出器を含む第１の基板および前記放射線検出器の検出信号を入力する前記信号処理装置を含んでいる第２の基板を有することを特徴とする請求項１３または請求項１４に記載の核医学診断装置の冷却方法。
    

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