核醫學診斷裝置及核醫學診斷方法

專利名稱：核醫學診斷裝置及核醫學診斷方法
技術領域：
本發明涉及一種具備包括半導體元件的半導體放射線檢測器的核醫學診斷裝置及核醫學診斷方法。
背景技術：
近年來，作為將放射線測量技術應用于醫療領域的裝置，眾所周知的有如伽瑪輻射室、單光子放射型斷層成像裝置(SPECT裝置)以及正電子X射線層析裝置(PET裝置)的核醫學診斷裝置。在這些裝置中所使用的放射線檢測器幾乎都是組合了閃爍器和光電子倍增管。另一方面，例如專利文獻1—日本特開2004-317140號公報記載的，作為放射線檢測器不是使用閃爍器而是使用半導體。這樣的半導體放射線檢測器，通過利用入射到半導體元件晶體上的γ射線產生的光電效果生成電子和空穴，由從外部施加的電壓產生的電場使電荷移動并將其導出到外部，由于該電荷量與放射線的能量成正比，所以能夠通過正確地測定電荷量來準確地得知放射線的能量。
但是，作為用于檢測放射線特別是γ射線的半導體，公知的方法是使用碲化鎘(CdTe)。在此，雖然也可使用硅和鍺，但它們大都是用于X線的檢測。作為核醫學診斷上使用的放射性物質，公知的有例如锝和氟18，由于它們的能量為141kev或511kev，所以穿透力高。因此，在放射線檢測器上使用原子序數大的物質會有利于多吸收γ射線作為信號。在這一點上，由于CdTe的平均原子序數大，所以有γ射線的吸收能力優越的優點。
相反，CdTe具備晶體脆而難以處理的缺點，有可能因微小的沖擊和振動而破損，或者在晶體內部產生缺陷。因此，在將作為用于導出電荷的電極的導電部件與CdTe晶體連接的場合，作為接合部件使用的是導電性粘接劑。
但是，在實際用導電性粘接劑粘接導電部件和CdTe，交替疊層地制作了半導體放射線檢測器并經過幾個月實驗性地使用后，在一部分半導體放射線檢測器上發生了檢測信號的雜波增加、能量分辨率等降低之類的問題。
推測其原因是，由于長時間的使用使粘接導電性部件和CdTe的導電性粘接劑的收縮力降低或導電性粒子氧化，造成導通不穩定之的緣故。
另一方面，由于放射線的輸入，半導體放射線檢測器上產生的電荷量從數飛庫侖至數十飛庫侖的微量，作為電流值還達不到微安。因此，在這樣微弱的信號通過導通性不穩定的部分時，信號有可能產生失真，呈現為半導體放射線檢測器的劣化，還可能導致能量分辨率的降低。

發明內容
因此，本發明的目的在于提供一種能量分辨率優越的核醫學診斷裝置及核醫學診斷方法。
為了達到上述目的，本發明的結構具備用于使至少流過上述導電性粘接劑的電流比入射了放射線時所產生的電荷形成的電流大的通電機構。根據這種結構，通過利用通電機構流過大的電流，能夠使導電性粘接劑的導電性粒子再次結合，或者破壞導電性粘接劑所形成的氧化膜，從而能夠使導電性粘接劑的導通性穩定化。另外，由于具備保護電路，所以能夠保護檢測電路不受由通電機構流過的電流的影響，與導電性粘接劑的導通性的穩定化相輔相成，提高可靠性。另外，通過在為測量施加電壓前利用通電機構實施通電，能夠有效地防止因導通不穩定而引起故障，能夠長時間維持放射線檢測的性能。
另外，在具備利用導電性粘接劑將具有二極管特性的半導體元件和金屬制的導電部件粘接起來的結構造中，通過利用通電機構使比入射了放射線時所產生的電荷形成的電流大的順方向的電流流過，由此能夠使導電性粘接劑的導電性粒子再次結合，或者破壞導電性粘接劑所形成的氧化膜，從而能夠使導電性粘接劑的導通性穩定化。
另外，由于保護電路的結構包括介于半導體元件的信號輸出一側與接地一側之間的齊納二極管、開閉開關、變阻器中的任何一種或它們的組合，所以，能夠簡單且廉價地設置保護電路。特別是在需要許多半導體元件的核醫學診斷裝置中，能夠以增加最低限度需要的結構來良好地維持放射線檢測的性能。
根據本發明，可得到能量分辨率優越的核醫學診斷裝置及核醫學診斷方法。


圖1是示意地表示本發明的實施方式1的作為核醫學診斷裝置的適用的PET裝置的構成的立體圖。
圖2是示意地表示PET成像裝置的立體圖。
圖3(a)是圖2所示的PET成像裝置所使用的單元電路板的主視圖，圖3(b)是同樣的單元電路板的側視圖。
圖4(a)是半導體放射線檢測元件的示意立體圖，圖4(b)是使用了半導體放射線檢測元件的檢測器的立體圖，圖4(c)是示意地表示將檢測器設置在電路板上的狀態的圖。
圖5是從γ射線的入射方向看到的檢測器的放大圖。
圖6是表示實施方式1的特征部分的電路圖。
圖7(a)、圖7(b)是表示光源的配置例的示意圖。
圖8是表示檢測器的故障的發生與天數的關系的圖表。
圖9是表示實施方式2的特征部分的電路圖。
具體實施例方式
下面，參照適當的附圖詳細說明作為本發明的核醫學診斷裝置的最佳實施方式的PET裝置。
實施方式1本實施方式的PET裝置如圖1所示，具備具有測量空間1a的PET成像裝置1；支撐被檢測體(被診斷者)H的床B；數據處理裝置(電腦等)2；以及顯示裝置3。PET成像裝置1如圖2所示，在圓圓周方向上配置有多個單元電路板U，在這樣的PET成像裝置1上，如圖1所示，被檢測體H被放在可在長度方向上移動的床B上，可插入到由單元電路板U包圍的圓柱狀的測量空間1a內。
下面，說明PET成像裝置。
PET成像裝置1具備包圍如前所述的插入了床B的測量空間1a，并配置在圓周方向上的多個單元電路板U。單元電路板U如圖2所示，沿床B的長度方向(圖中箭頭Z方向)也配置有多個。單元電路板U如圖3所示，具備放射線檢測模塊(以下稱檢測模塊)20A及集成電路電路板(以下稱ASIC電路板)20B。檢測模塊20A具備多個半導體放射線檢測器(以下簡稱為檢測器)21。檢測器21檢測從被檢測體H(參照圖1)的體內放射的γ射線。檢測器21的詳細情況將于后述。
ASIC電路板21B具備用于測量所檢測出的γ射線的峰值、檢測時間的集成電路(模擬ASIC28·數字ASIC29)，用以測定檢測出的γ射線的峰值和檢測時間。該集成電路包括處理放射線檢測信號的多個信號處理裝置。
下面說明PET成像裝置1的細節。
首先，說明半導體放射線檢測器。
標號21是本實施方式所適用的檢測器。如圖4(b)(c)所示，檢測器21具備4個半導體放射線檢測元件(以下稱為檢測元件)211；配置在該檢測元件211之間及檢測元件211的兩端的導電部件22、23。檢測元件211如圖4(a)所示，是由板狀的半導體材料構成的半導體元件S組成，在其兩側面的整個面上利用蒸鍍法等形成薄膜狀的電極。在一個面上形成的電極是陽電極(以下稱陽極)A，在另一個面上形成的電極是陰電極(以下稱陰極)C。檢測器21的構成為將陽極A及陰極C沿與放射線行進方向(圖4(c)中的Y方向)正交的方向(圖4(c)中的X方向)并列配置，從而使其以與布線電路板24(參照圖3(a))的安裝面正交的狀態縱向放置的偶數個(在本實施方式中是4個)檢測元件211與陰極C彼此及陽極A彼此之間相互相對，并通過導電部件22、23將同種類的電極彼此(陽極A彼此及陰極C彼此)間進行電連接。
半導體元件S是與放射線產生相互作用并生成電荷的區域，由CdTe、CdZnTe、GaAs等任一種單晶形成。另外，陰極C、陽極A可使用Pt、Au、In等任一種材料。在本實施方式中，檢測元件211使用例如CdTe為半導體元件S，以Pt為主要成分的陰極C、以In為主要成分的陽極A，形成pn結二極管。
在此，說明半導體元件S的厚度t(參照圖4(a))厚的場合及薄的場合的時間與峰值曲線的關系。陰極C和陽極A之間施加的pn結的反向偏壓值相同時，厚度t薄的半導體元件S其峰值的上升(上升邊)快，峰值的精度(能量分辨率)高。如果峰值的上升速度快，則例如PET成像裝置1的同時測量的精度(同時計數分辨率)提高。厚度t薄的半導體元件S其峰值的上升速度快的同時能量分辨率增高(電荷的收集效率好)，這是因為電子到達陽極A的時間以及空穴到達陰極C的時間縮短，即電荷的收集時間變短。另外，還因為有可能在中途失效的空穴因厚度t薄而沒有失效的相應部分能夠到達陰極C。因此，厚度t也能夠表現為陰極C與陽極A之間的電極間距離。另外，陽極A是輸出放射線檢測信號的電極，陰極C是施加反向偏壓的電極。
另外，半導體元件S的厚度(電極間距離)t優選0.2mm～2.0mm。這是因為如果厚度t超過2.0mm，則峰值的上升速度變慢，同時，峰值的最高值也變低。假設，即便將厚度t加厚，由于能夠通過提高反向偏壓來提高檢測元件211內的厚度t方向的電場強度，由此提高電子及空穴的移動速度，所以，也能縮短電子及空穴到達相應電極的時間。但是，由于施加的反向偏壓的增加會有導致直流高壓電源的大型化及在布線電路板24的內部等的絕緣破壞的弊害，所以最好避免。另一方面，如果厚度小于0.2mm，則電極(陰極C、陽極A)的厚度(體積)相對增加。這將減少產生與放射線相互作用的重要部件的半導體元件S的比例。即如果半導體元件S的厚度t變薄，則不會與γ射線產生相互作用，即不檢測γ射線的電極(陽極A及陰極C)的厚度相對增加，隨之，與γ射線產生相互作用的半導體元件S的比例相對減少，其結果，檢測γ射線的靈敏度降低。另外，如果厚度t薄，檢測元件211的每一個的靜電電容增大。從后級的信號處理電路(ASIC)看，由于該靜電電容相當于輸入電容成分，所以該輸入電容越大，越容易在信號處理電路中產生噪音，越容易使能量分辨率和同時計數分辨率劣化。進而，為了在某種程度上確保平均一個檢測器21的檢測靈敏度，由于要并列配置檢測元件211，以有效地確保檢測器21的體積，所以厚度t越薄，則必須增加并列配置的元件數。其結果，平均一個檢測器21的靜電電容相應增加，有可能導致PET成像裝置1的性能劣化(源于能量分辨率的劣化的PET圖像對比度的劣化和源于同時計數分辨率劣化的檢查時間的增加和圖像質量的劣化等)。因此，優選上述厚度t。
導電部件22、23是由例如鐵鎳合金、鐵鎳鈷合金、鉻、鉭中的至少一種形成的平板狀的部件。在此，作為鐵鎳合金能夠使用42號合金(Fe58％、Ni42％)，作為鐵鎳鈷合金能夠使用鈷17(Fe58％、Ni42％、Co17％)。
在本實施方式中，導電部件22、23做成覆蓋檢測元件211的各電極面的大小，即比各電極面大。另外，導電部件22、23的大小也可以是與檢測元件211同樣的大小。另外，導電部件22、23的厚度為10μm至100μm左右，主要優選50μm左右。這樣的導電部件22、23如圖4(c)所示，在安裝在檢測元件211上的狀態下，具有比檢測元件211垂下到下側(布線電路板24一側)的突出部22a、23a。突出部22a、23a具有將檢測器21安裝在布線電路板24上的固定部的功能，突出部22a與設于布線電路板24上的陰極C用的連接部件CP連接，突出部23a與設于布線電路板24上的陽極A用的連接部件AP連接。另外，檢測器21通過這些突出部22a、23a，在布線電路板24上安裝成非貼緊狀態，即安裝成在檢測元件211與布線電路板24之間具有規定的間隙的狀態。由此，能夠很好地防止源于安裝時塵埃等夾于檢測器21與布線電路板24之間等引起的絕緣性能的降低。另外，由于通過該間隙通氣性提高，所以檢測器21能夠冷卻，檢測器21的特性穩定。另外，還可以在檢測器21的底面部分上涂覆未圖示的絕緣材料，可進一步防止不可預料的絕緣破壞的發生。
這樣的導電部件22、23如圖5所示，利用導電性粘接劑21A粘接安裝在檢測元件211上。作為導電性粘接劑21A，可使用例如將金屬粉(銀)等導電性粒子分散在由有機高分子材料構成的絕緣性的樹脂粘合劑中的材料。通常，在利用導電性粘接劑21A粘接檢測元件211和導電部件22、23時，為了使導電性粘接劑21A硬化，要進行大約120～150℃的高溫熱處理。
在本實施方式中，并列配置的各半導體元件S具有上述的厚度t(0.2～2.0mm)，另外，陰極C及陽極A的厚度最多設定為數μm左右。由于檢測器21是多個檢測元件211的陰極C彼此間、陽極A彼此間連接在一起，所以其結構為不判斷是哪個檢測元件211的半導體元件S與γ射線產生了相互作用。如上的檢測器21的結構是為了使半導體元件S的厚度t變薄而提高電荷的收集效率，增大峰值的上升速度而提高能量分辨率的同時，通過并列配置半導體元件S來減少通過的γ射線的量，增加半導體元件S與γ射線的相互作用(為了增加γ射線的計數)。γ射線的計數的增加使檢測器21的靈敏度提高。
在此，說明利用檢測器21檢測γ射線的大致原理。未圖示的γ射線入射到檢測器21，γ射線與半導體元件S發生相互作用時，以與γ射線具有的能量成正比的量成對地生成空穴(hole)及電子(electron)。但是，在構成檢測器21的檢測元件211的陰極C與陽極A的電極之間，從后述的直流的高壓電源42(參照圖6)施加了電荷收集用的反向偏壓(例如，陰極C為-500V，陽極A為接近接地電位的電位，即陽極A相對于陰極C為施加了高達500V的反向電壓)。因此，相當于正電荷的空穴向陰極C靠近移動，作為負電荷的電子向陽極A靠近移動。將這些空穴和電子比較，其移動的容易度(移動性mobility)由于電子一方相對較大，所以電子在相對短的時間內到達陽極A。另一方面，由于空穴的移動的容易度相對較小，所以空穴相對地要花費更長時間到達陰極C。而且，電子和空穴有時還會在到達陽極A、陰極C之前在中途被捕獲(trap)。
導電部件22及導電部件23成為不檢測γ射線的盲區。因此，檢測器21做成在檢測元件211之間配置有作為盲區的導電部件22、23的結構。另外，陽極A及陰極C也是盲區。
這樣的檢測器21如圖3(a)、圖3(b)所示，在檢測模塊20A的布線電路板24上，在從檢測模塊20A向ASIC電路板20B的Y方向(PET成像裝置1的半徑方向，參照圖2)上配置6ch，在與Y方向正交的X方向(PET成像裝置1的圓周方向，參照圖2)上配置8ch，進而，在布線電路板24的厚度方向即Z方向(PET成像裝置1的進深方向，參照圖2)上配置2ch(配置在布線電路板24的兩面)。由此，檢測器21在布線電路板24的一面上合計設置48ch，在其兩面上合計設置96ch。
在本實施方式中，為了維持這樣的各檢測器21的γ射線的檢測功能，如圖6所示，具備確保導電性粘接劑21A的導通性的通電機構40；以及用于保護后述的檢測電路30不受因該通電機構40的作用而流過的電流影響的保護電路31。另外，在圖6中，以檢測器21的一個檢測元件211為例來進行說明。
如上所述，當γ射線入射到檢測器21的檢測元件211時，雖然由電荷形成了電流流動，但通電機構40做成至少流過導電性粘接劑21A的電流比這時電荷形成的電流大。為此，通電機構40的結構具備用于將光照射到檢測器21的檢測元件211上的光源41；以及用于將反向偏壓施加到檢測元件211上的高壓電源(電路)42。即通電機構40做成，流過導電性粘接劑21A的電流比用光源41對檢測器21照射強光而入射了γ射線時所產生的電流更大，通過在進行實際的測量之前實施通電，主要起到使導電性粘接劑21A的通電狀態良好的作用。
作為光源41，只要是能夠照射光，使流過導電性粘接劑21A的電流比用光源41對檢測元件211入射了γ射線時所流過的電流更大即可，在本例中使用熒光燈。另外，作為光源41，并不限于熒光燈，只要是能夠照射800納米以下波長的光，可以采用各式各樣的燈。如圖7(a)所示，在做成將多個單元電路板U收放在收放部件50內的結構的場合，能夠在收放部件50內的上部等的空的空間中設置光源41。另外，作為光源41，例如在使用了發光二極管等的場合，也可以直接設置在單元電路板U上的空間34(用虛線圖示)等中。另外，如圖7(b)所示，還可以將光源41(熒光燈等)設置在將單元電路板U的側邊切口所形成的空間20a(檢測模塊20A的附近空間)中。如果這樣配置，以隔熱等為目的，收放部件50內做成被隔離部33隔離為上部區域(配置有ASIC電路板20B的區域)和下部區域(配置有檢測模塊20A的區域)的結構的場合，也能夠對下部區域的各檢測器21良好地照射光。
如圖6所示，高壓電源42經電阻42a連接到檢測元件211的陰極C一側，并對檢測元件211施加反向偏壓。在本實施方式中，為了驅動檢測器21，將通常設于PET成像裝置(參照圖1)上的高壓電源42兼用作通電機構40的電源。即為了使導電性粘接劑21A的通電狀態良好，不需要設置特別的電源，能夠抑制成本的提高。
檢測器21的檢測元件211的陽極A一側，經電容器26連接到模擬ASIC28，并經電阻27連接到接地一側。在本實施方式中，保護電路31與該電阻并列連接。由此，檢測元件211的陽極A一側經保護電路31也連接到接地一側。檢測電路30具備模擬ASIC28、電容器26和電阻27，由檢測器21檢測入射了放射線時流過的電流。
保護電路31在由通電機構40進行通電時，起到避免對電阻27施加過大的電壓、防止電容器26的端子間電壓上升到超過其耐壓的作用。在本例子中，作為保護電路31使用了齊納二極管。另外，作為保護電路31并不限于齊納二極管，可以使用開閉開關、變阻器等來代替齊納二極管或與其組合。在使用開閉開關的場合，在高壓電源42置于ON的期間，通過做成使作為檢測元件211的信號輸出一側的陽極A與接地之間成為短路狀態的結構，可得到與使用齊納二極管的場合同樣的效果。
下面，說明單元電路板。
如圖2所示，單元電路板U設置在PET成像裝置1上所設置的環狀的支撐部件(未圖示)上，從而使設置有檢測器21的面朝向PET成像裝置1的進深方向(Z方向)。設于環狀部件上的多個單元電路板U配置在圓周方向上，并包圍測量空間1a；而且，其配置為檢測模塊20A位于內側(測量空間1a一側)，ASIC電路板20B位于外側。在本實施方式中，多個單元電路板U也配置在PET成像裝置1的進深方向上。
用圖3(a)、圖3(b)說明單元電路板U的詳細結構。單元電路板U具備如前所述設置了多個檢測器21的檢測模塊20A及ASIC電路板20B。ASIC電路板20B具有電容器26、電阻27、模擬ASIC28及數字ASIC29。而且，作為保護電路31的齊納二極管配置在ASIC電路板20B上的檢測模塊20A與電容器26之間。從各檢測器21輸出的γ射線的檢測信號通過連接器C1從檢測模塊20A一側供給ASIC電路板20B一側。
ASIC電路板20B如圖3(a)、圖3(b)所示，在一面設置有1個數字ASIC29，在兩面各配置有4個模擬ASIC28。在ASIC電路板20B的兩面設置了數量與檢測器21的數量對應的電容器26、電阻27和齊納二極管(保護電路31)。
另外，電連接了這些齊納二極管(保護電路31)、電容器26、電阻27、模擬ASIC28及數字ASIC29的許多連接布線(未圖示)設于ASIC電路板20B內。模擬ASIC28意味著處理從檢測器21輸出的模擬信號(γ射線檢測信號)的作為面向特定用途的IC的ASIC(Application Specific Integrated Circuit)，是LSI的一種。模擬ASIC28在每個檢測器21上都設有信號處理電路。這些信號處理電路輸入從對應的一個檢測器21輸出的γ射線的檢測信號(放射線檢測信號)，并求得γ射線的峰值。
電路的長度和傳輸γ射線檢測信號的布線的長度(距離)最好較短，以減少中途的雜波的影響和信號的衰減。另外，用PET成像裝置1進行同時測量處理的場合，電路和布線的長度最好較短，以減少時間的延遲(因為不會損害檢測時間的正確性，所以優選)。因此，本實施方式是在PET成像裝置1的半徑方向上從中心軸向外側，在單元電路板U上按順序配置檢測器21、齊納二極管(保護電路31)、電容器26、模擬ASIC28及數字ASIC29。這種結構能夠縮短將從檢測器21輸出的微弱的γ射線檢測信號傳送到模擬ASIC28的放大器的布線的長度(距離)。因此，能夠減輕雜波對γ射線的檢測信號的影響，還能減少γ射線的檢測信號的衰減。
另外，還可以將設于ASIC電路板20B上的齊納二極管(保護電路31)、電容器26、電阻27及模擬ASIC28設置在檢測模塊20A上而不是ASIC電路板20B上。這種場合，齊納二極管(保護電路31)、電容器26、電阻27、模擬ASIC28位于比檢測器21靠近ASIC電路板20B一側。由于檢測模塊20A具備檢測器21及模擬ASIC28，所以，能夠進一步縮短檢測器21與模擬ASIC28之間的距離(布線的長度)。因此，能進一步減少雜波的影響。
下面，說明PET成像裝置的動作。
主要參照圖6說明具有以上結構的PET成像裝置1的測定時的作用。
首先，說明通常測定時的作用，其后，說明有關PET成像裝置1起動時的本實施方式的特征性部分的作用。
首先，當操作未圖示的運轉開關，起動PET成像裝置1時，從高壓電源42經電阻42a對檢測器21施加反向偏壓。在此，由于檢測器21的檢測元件211具備二極管特性，所以，在施加反向偏壓時，在檢測元件211上雖產生漏電流，但每一個檢測元件211的漏電流只有數毫微安至數十毫微安，作為檢測器21整體也只有數百毫微安，其電流極小。
在這種狀態下測量時，γ射線入射到檢測器21而產生光電效應，生成由電子和空穴構成的載流子。這些載流子在由反向偏壓形成的電場中移動，從陽極A一側作為電荷信號被導出。具體說，與電荷量相應的的電流流過檢測器21，蓄積在電容器26中。其后，經電阻27向接地一側放電，檢測器21的模擬ASIC28一側的電位歸零。因電荷向電容器26的蓄積引起的電壓變化由于是微秒以下的高頻信號，所以蓄積在電容器26中的電流通過電容器26輸出到模擬ASIC28。由模擬ASIC28放大該檢測信號，進而通過由后級的數字ASIC29(參照圖3(a))進行信號處理，由此可進行入射了γ射線的時間和能量的測定。
以上是通常測定時的作用。
但是，如前所述，從檢測元件211輸出的檢測信號從陽極A經導電性粘接劑21A輸出到導電部件23。檢測信號由于是10MHZ以上的高頻信號，所以如果在導電性粘接劑21A上存在導通性不好的部分時，在檢測信號通過該部分的過程中就會產生失真，這表現為與雜音增大相當的特性劣化。因此，導電性粘接劑21A需要維持良好的導通性，作為達到這一要求的方法，在起動時需要進行下面所說明的操作。
首先，在起動PET成像裝置1之前，通過操作未圖示的操作盤等，使高壓電源42工作，向檢測器21施加反向偏壓，同時，按規定時間接通作為光源41(通電機構40)的熒光燈。在本例子中，在施加電壓的同時點亮熒光燈約10秒鐘。另外，這些操作也可以按照預先設定的未圖示的程序，例如在進行通常的啟動前或每隔1周自動地進行。
在施加電壓的同時點亮熒光燈時，在檢測器21的檢測元件211中流過的電流比γ射線入射時所產生的電流大。而且，在圖7(a)所示的收放部件50內，可確認在熒光燈(電源41)點亮時，流過收放在收放部件50內的多個檢測器21的電流的平均值為10微安。即能夠對導電性粘接劑21A流過10微安的電流。
當這樣大的電流流過檢測器21時，導電性粘接劑21A中所含有的導電性粒子再次結合，或者導電性粘接劑21A上形成的氧化膜被破壞，實現穩定的導通性。
另一方面，通過使這樣大的電流流過檢測器21，成為可在電阻27上施加超過100V的高電壓的狀況，會產生電容器26的端子間電壓增高以至超過電容器26的耐壓的危險性。針對這樣的狀況，在本實施方式中，由于使用齊納二極管作為保護電路31，所以能夠通過齊納二極管的作用降低電阻27的端子間電壓，其結果，電容器26的端子間電壓可保持在耐壓以下。由此，無需使用耐壓高的高價電容器，能以設置齊納二極管這樣的最低限度所需的附加結構來實現導電性粘接劑21A的導通性的維持。另外，熒光燈(光源41)的點亮時間能夠在數秒至數十秒的范圍內進行。總之，由于熒光燈(光源41)不總是點亮，因而不會因點亮造成收放部件50內的溫度上升，或者，即便是萬一產生微小的溫度上升，也完全不會對檢測器21的性能帶來影響。
由于導電性粘接劑21A的導通性對檢測器21的特性，即能量分辨率和時間精度具有顯著的影響，成為劣化的原因，所以，很好地維持其導通性會大大地有助于確保檢測器21的特性。在本實施方式中，由于能夠利用通電機構40很好地維持導通性，所以，即使做成層疊了檢測元件211和導電部件22、23的結構，特性的劣化也很小。另外，由于能夠確保導通性，所以能將檢測元件211做得極薄并進行層疊，能同時確保作為檢測器21的性能及靈敏度兩者。
在此，在每天啟動PET成像裝置1時利用上述通電機構40實施通電時，能夠顯著減少檢測器21的故障的發生(例如，不能檢測出γ射線，或產生雜波等)。圖8是表示檢測器21的故障發生與天數(數字表示月份)的關系的曲線圖，在半年(6個月)中，在每天啟動PET成像裝置1時實施通電的情況下，在半年間累計發生的檢測器21的故障可以只有2次。在此，與不實施通電的PET成像裝置1的例子(未實施通電)比較可知，不實施通電的檢測器21在半年間發生的故障為20次，利用本實施方式的通電機構40實施通電顯著地提高了維持檢測器21的性能的效果。因此，能夠顯著地提高PET成像裝置1的可靠性。
以下，說明在本實施方式可取得的效果。
(1)在本實施方式中，由于具備通電機構40，以便使至少流過導電性粘接劑21A的電流比入射了γ射線時產生的電荷形成的電流大，所以，由于利用通電機構40而流過大的電流，能夠使導電性粘接劑21A的導電性粒子再次結合，或者，使導電性粘接劑21A上形成的氧化膜破壞，從而能使導電性粘接劑21A的導通性穩定化。
(2)由于具備保護電路31，所以能保護檢測電路30不受由通電機構40流過的電流的影響，與導電性粘接劑21A的導通性的穩定化相輔相成而提高可靠性。
(3)由于無需提高電容器26的耐壓，能夠原樣使用耐壓低的電容器，所以能以設置保護電路31這種最低限度所需的附加結構來保護已有的檢測電路30，可得到能量分辨率優越的核醫學診斷裝置。
(4)通過在為測量而施加電壓之前利用通電機構40實施通電，能夠有效地抑制檢測器21的故障的發生，能夠長期維持放射線的檢測性能。
(5)由于保護電路31的結構包括介于檢測器21的檢測元件211的信號輸出一側(陽極A一側)與接地一側之間的齊納二極管、開閉開關、變阻器中的任一個或它們的組合，所以能夠簡單且廉價地設置保護電路31。特別是在使用了數萬至數十萬個檢測元件211的PET成像裝置1中，由于高價零件的增加總體上將導致成本大幅度地提高，所以不會導致這種事態的本實施方式的核醫學診斷裝置是有用的。
而且，在對檢測電路30不做大的改變的情況下，就能實現良好的能量分辨率，能以最小限度的變更實現單元電路板U的布線結構等的變更。
(6)由于能夠維持導電性粘接劑21A的導通性，所以能將檢測元件211做得更薄，并進行疊層，能夠同時確保作為檢測器21的性能及提高靈敏度兩者。PET成像裝置1需要高效地捕捉511keV的γ射線，為此，必須加厚檢測元件211。但是，如果加厚檢測元件211，則電子和空穴的移動距離變長，能量分辨率和入射時間的判斷精度將惡化。如果能夠將薄的檢測元件211多片疊層，由于能夠縮短電子和空穴的移動距離，因此，對提高能量分辨率和入射時間的判斷精度，另外能得到大的檢測元件211的體積占有率以及還能增大檢測器21的體積等都是有利的，能夠提高PET成像裝置1的性能。
(7)由于檢測器21的配置使得相互鄰接的檢測元件211的陰極C彼此及陽極A彼此間相互面對，所以，能夠共用導電部件22、23。而且，由于能維持導電性粘接劑21A的導通性，所以能夠在穩定的狀態下將電荷收集用的反向偏壓施加到陰極C和陽極A之間。另外，不需要在檢測元件211相互之間配置電絕緣材料，能夠實現檢測元件211的密集配置。由此，能夠提高靈敏度，還能實現檢查時間的縮短。
實施方式2將作為本發明的另一實施方式的PET成像裝置的通電機構作為實施方式2進行說明。本實施方式如圖9所示，作為通電機構，在高壓電源42的輸出一側設有轉換開關43，而不需要上述的光源41(參照圖6)。
轉換開關43起到將對檢測器21的偏壓切換成反向或順向中的任一個的作用，在PET成像裝置1起動時，對檢測器21施加順向偏壓，使得對檢測器21的導電性粘接劑21A流過的電流比γ射線入射到檢測器21時流過的電流大。即本實施方式僅是用于使大電流流過檢測器21的機構與上述實施方式1不同，而所得到的作用效果與上述實施方式1相同。
下面，參照圖9說明起動PET成像裝置1(參照圖1)前的通電機構的作用。首先，在起動PET成像裝置1前，通過操作未圖示的操作盤等，使高壓電源42的轉換開關43工作，使高壓電源42的負極一側與檢測器21連接，對檢測器21施加順向偏壓。在本例中，施加了約10秒鐘的順向偏壓。另外，也可以做成如下結構按照預先設定的未圖示的程序，在進行通常的起動之前自動地進行這些操作。
當施加順向偏壓時，在檢測器21的檢測元件211中流過比入射了γ射線時產生的電流大的電流。而且，在本實施方式中，也與上述實施方式1大致一樣，能夠對檢測器21的導電粘接劑21A流過約10微安的電流。
當這樣大的電流過檢測器21時，導電性粘接劑21A中所含有的導電性粒子再次結合，或者在導電性粘接劑21A上形成的氧化膜被破壞，從而可實現導通性的穩定化。
另一方面，由于保護電路31的齊納二極管的作用可以使電阻27的端子間電壓降低，使電容器26的端子間電壓保持在耐壓以下，與上述實施方式1同樣可以保護檢測電路30。
本實施方式除能得到上述實施方式1所產生的效果(1)～(7)外，還產生下述效果。
(8)在本實施方式中，通過增加設置用于從高壓電源42對檢測器21施加順向偏壓的轉換開關43和保護電路31這種最低限度的必需而廉價的結構，就能得到能量分辨率優越的核醫學診斷裝置。
另外，在以上的實施方式中，雖然以PET成像裝置1(參照圖1)為例說明了核醫學診斷裝置，但并不限于PET成像裝置1，在單光子放射型斷層成像裝置(SPECT裝置)及伽瑪輻射室中也可以使用本實施方式的發明的檢測器21及檢測模塊20A。而且，雖然PET成像裝置及SPECT裝置在拍攝被檢測者的3維的功能圖像上是共通的，但由于SPECT裝置的測定原理是檢測單光子而不能進行同時測量，因此，具備控制γ射線的入射位置(角度)的準直儀。另外，伽瑪輻射室取得的功能圖像是2維的，且具備控制γ射線的入射角度的準直儀。另外，雖然在此說明的是使檢測器21包圍床B的周圍而不移動，但也可以將測量空間1a做成開放的，使檢測器21在床B的周圍移動來檢測放射線。
另外，也可以做成將X線CT與PET成像裝置或SPECT裝置組合的核醫學診斷裝置的結構。
權利要求
1.一種核醫學診斷裝置，具有通過由導電性粒子及樹脂粘合劑構成的導電性粘接劑粘接半導體元件和金屬制的導電部件的粘接結構，還具備將放射線入射到上述半導體元件時所產生的電荷從上述導電部件經上述導電性粘接劑通過檢測電路作為信號導出的結構，其特征在于，具備用于使至少流過上述導電性粘接劑的電流比入射了放射線時所產生的電荷形成的電流大的通電機構；以及保護上述檢測電路不受由該通電機構流過的電流的影響的保護電路。
2.根據權利要求1所述的核醫學診斷裝置，其特征在于在用于測量的電壓施加前利用上述通電機構實施通電。
3.根據權利要求1所述的核醫學診斷裝置，其特征在于上述通電機構是對上述半導體元件進行光照射且對上述半導體元件施加電壓。
4.一種核醫學診斷裝置，具有通過由導電性粒子及樹脂粘合劑構成的導電性粘接劑粘接具有二極管特性的半導體元件和金屬制的導電部件的粘接結構，還具備將放射線入射到上述半導體元件時所產生的電荷從上述導電部件經上述導電性粘接劑通過檢測電路作為信號導出的結構，其特征在于，具備用于使至少流過上述導電性粘接劑的順方向的電流比入射了放射線時所產生的電荷形成的電流大的通電機構；以及保護上述檢測電路不受由該通電機構流過的順方向的電流的影響的保護電路。
5.根據權利要求4所述的核醫學診斷裝置，其特征在于上述通電機構是對上述半導體元件施加順方向的偏壓。
6.根據權利要求1所述的核醫學診斷裝置，其特征在于上述保護電路的結構包括介于上述半導體元件的信號輸出一側與接地一側之間的齊納二極管、開閉開關、變阻器中的任一種或者它們的組合。
7.根據權利要求1所述的核醫學診斷裝置，其特征在于上述放射線檢測裝置具備將上述半導體元件和上述導電部件交替疊層而成的半導體放射線檢測器。
8.一種核醫學診斷方法，是具有通過由導電性粒子及樹脂粘合劑構成的導電性粘接劑粘接半導體元件和金屬制的導電部件的粘接結構，將放射線入射到上述半導體元件時所產生的電荷從上述導電部件經上述導電性粘接劑通過檢測電路作為信號導出的核醫學診斷方法，其特征在于，具備使至少流過上述導電性粘接劑的電流比入射了放射線時所產生的電荷形成的電流大；以及通過保護上述檢測電路不受比入射了上述放射線時所產生的電荷形成的電流大的電流的影響的保護電路來保護上述檢測電路。
9.根據權利要求8所述的核醫學診斷方法，其特征在于在用于測量的電壓施加前，實施使比入射了上述放射線時產生的電荷形成的電流大的電流至少流過上述導電性粘接劑的過程。
10.根據權利要求8所述的核醫學診斷方法，其特征在于上述保護電路由包括介于上述半導體元件的信號輸出一側與接地一側之間的齊納二極管、開閉開關、變阻器中的任一種或它們的組合構成。
全文摘要
本發明提供一種能量分辨率優越的核醫學診斷裝置及核醫學診斷方法。核醫學診斷裝置，具有通過由導電性粒子及樹脂粘合劑構成的導電性粘接劑(21A)粘接半導體元件(S)和金屬制的導電部件(22、23)的粘接結構，還具備將放射線入射到上述半導體元件(S)時所產生的電荷從上述導電部件(22、23)經上述導電性粘接劑(21A)通過檢測電路(30)作為信號導出的結構，其特征在于，設有用于使至少流過上述導電性粘接劑(21A)的電流比入射了放射線時所產生的電荷形成的電流大的通電機構(40)；以及保護上述檢測電路(30)不受由該通電機構(40)流過的電流的影響的保護電路(31)。
文檔編號G01T1/24GK1965758SQ200610146550
公開日2007年5月23日 申請日期2006年11月15日 優先權日2005年11月16日
發明者清野知之, 橫井一磨, 高橋勛, 上野雄一郎 申請人:株式會社日立制作所