核医学診断装置及び核医学診断装置における放射線検出器の識別方法
【課題】位置分解能を向上することができ、精度の高い機能画像を得る核医学診断装置を提供することを課題とする。
【解決手段】放射線を検出して検出信号を出力する複数の第１半導体放射線検出器２１ａと、第１半導体放射線検出器２１ａと極性の異なる検出信号を出力する複数の第２半導体放射線検出器２１ｂと、対となる第１半導体放射線検出器２１ａ、及び第２半導体放射線検出器２１ｂにそれぞれ接続され、検出信号の極性の違いに基づいて、それらの半導体放射線検出器のうち、放射線を検出した半導体放射線検出器を識別する信号処理装置を備えることによって、上記課題を解決することができる。
【解決手段】放射線を検出して検出信号を出力する複数の第１半導体放射線検出器２１ａと、第１半導体放射線検出器２１ａと極性の異なる検出信号を出力する複数の第２半導体放射線検出器２１ｂと、対となる第１半導体放射線検出器２１ａ、及び第２半導体放射線検出器２１ｂにそれぞれ接続され、検出信号の極性の違いに基づいて、それらの半導体放射線検出器のうち、放射線を検出した半導体放射線検出器を識別する信号処理装置を備えることによって、上記課題を解決することができる。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、核医学診断装置及び核医学診断装置における放射線検出器識別方法に係り、特に、陽電子放出型断層撮像（Positron Emission computed Tomographｙ 、以下、
「ＰＥＴ」という。）装置及び単光子放出型断層撮像(Single Photon Emission ComputedTomography、以下、「ＳＰＥＣＴ」という。) 装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
被検体である被検診者の体内を非破壊で撮像する技術として、放射線を用いた検査技術がある。放射線検査装置の代表的なものとして、ＰＥＴ装置，ＳＰＥＣＴ装置のような核医学診断装置がある。核医学診断装置では、Ｘ線ＣＴでは得ることができない機能画像を得ることができる。医師は、作成された機能画像を基づいて、分子生物学レベルでの機能や代謝を判断できる。
【０００３】
ＰＥＴ検査は、陽電子放出核種（15Ｏ，13Ｎ，11Ｃ，18Ｆ等）を含む放射性薬剤（以下、ＰＥＴ用薬剤という）を被検体に投与し、特定の部位（たとえばがん細胞）に集積したＰＥＴ用薬剤に起因して、被検診者の患部から放射されるγ線を放射線検出器で検出する検査である。代表的なＰＥＴ用薬剤として、フルオロ・デオキシ・グルコース（２−［Ｆ−１８］fluoro-2-deoxy-D-glucose、18ＦＤＧ）がある。ＰＥＴ用薬剤に含まれる陽電子放出核種から放射される陽電子が、近傍に存在する電子と対消滅する際に、５１１ｋｅＶのエネルギーをもつ、一対のγ線がほぼ１８０°反対の方向に放射される。この一対のγ線を検出した一対の放射線検出器から出力されたそれぞれの検出信号に基づいて、ＰＥＴ用薬剤の集積位置、すなわち被検診者におけるがんの患部を含む機能画像（以下、ＰＥＴ画像という。）を作成する。
【０００４】
特許文献１は、板状の半導体材料Ｓからなる半導体放射線検出素子の両面を薄板状の電極（アノード電極Ａ，カソード電極Ｃ）で覆った構成を有する半導体放射線検出器を備える核医学診断装置を記載している。この半導体部材Ｓは、γ線と相互作用を及ぼして電荷を生成するＣｄＴｅ（テルル化カドミウム），ＴｌＢｒ（臭化タリウム），ＧａＡｓ（ガリウム砒素）等で構成され、アノード電極Ａ及びカソード電極Ｃは、Ｐｔ（白金），Ａｕ（金），Ｉｎ（インジウム）等のいずれかの材料が用いられている。
【０００５】
また、特許文献２は、半導体部材、半導体部材の対向する二面にそれぞれバイアス電極及び信号取り出し電極を備える放射線検出器を備える核医学診断装置を記載し、信号電極は隣り合うペアの半導体部材で共有する。特許文献２は、隣り合う一方の半導体部材に第１バイアス電圧を印加し、他方の半導体部材に第１バイアス電圧と同極性の異なる電圧である第２バイアス電圧を印加して、いずれの半導体部材に放射線が入射したかを判別する。バイアス電圧が異なると、半導体部材から取り出される検出信号のチャージアップ時間に差が生じるため、チャージアップの時間差に基づいて、放射線線を検出した半導体部材を判別している。
【０００６】
【特許文献１】特開２００５−１０６６４４号公報
【特許文献２】特開平１１−２８１７４７号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
発明者らは、特許文献２の構成を検討した結果、一対の半導体放射線検出器に同極性の異なる電圧を印加した場合、「位置分解能が低下する」との新たな課題を見出した。その検討結果を以下に説明する。半導体から出力される検出信号には、電子に起因する電荷信号、及び正孔に起因する電荷信号がある。電子と正孔はその移動度が異なるため、それぞれに起因した電荷信号が所定の値まで立ち上がるのに要する時間（以下、立ち上がり時間という。）に差が生じる。半導体部材に放射線が入射したときに出力される電荷信号の時間変化を示す模式図を図１に示す。図１のａが電子の寄与率が高い場合の電荷信号であり、図１のｂが正孔の寄与率が高い場合の電荷信号である。電子の寄与率が高いと電荷信号の立ち上がりは早くなる。また、正孔の寄与率が高いと電荷信号の立ち上がりは遅くなる。２種の閾値を用いて立ち上がり時間を求める場合、立ち上がり時間はＴＥ０〜ＴＨ０まで変動する（図１参照）。印加するバイアス電圧が低い場合の電荷信号の時間変化の模式図を図２に示す。この場合、立ち上がり時間はＴＥ１〜ＴＨ１まで変動する。従って、ペアとなる半導体部材に同極性の異なる電圧を印加して、放射線を検出した半導体部材を識別するには、立ち上がり時間をＴＨ０＜ＴＥ１とする必要がある。電子の移動度と正孔の移動度は１０倍程度異なるため、立ち上がり時間がＴＨ０＜ＴＥ１となるには、ペアとなる半導体部材の一方のバイアス電圧が、他方のバイアス電圧の１０分の１以上となる必要がある。半導体部材に印加するバイアス電圧を数百Ｖとすることで、核医学診断装置としての測定精度（例えば、時間分解能やエネルギー分解能）を高く保つことができる。バイアス電圧が数百Ｖ以上、及び数百Ｖ以下であると計測精度は低下するため、１０倍以上の電圧差の２種のバイアス電圧を印加する事は困難である。使用可能なバイアス電圧内で２種の異なる電圧を印加した場合は、ＴＨ０＞ＴＥ１となり、ＴＥ１〜ＴＨ０の立ち上がり時間の場合半導体部材を識別する事が出来ない。
【０００８】
そのように、隣り合うペアの半導体部材に同極性の異なる電圧を印加すると、放射線を検出した半導体部材を判別することが困難となり、位置分解能の低下につながることが判明した。
【０００９】
本発明の目的は、位置分解能を向上できる核医学診断装置を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
前記の目的を達成する第１発明の特徴は、放射線を検出して検出信号を出力する複数の第１半導体放射線検出器と、第１半導体放射線検出器と極性の異なる検出信号を出力する複数の第２半導体放射線検出器と、対となる第１半導体放射線検出器、及び第２半導体放射線検出器に接続され、検出信号の極性の違いに基づいて、放射線を検出した半導体放射線検出器を識別する信号処理装置を備えることにある。
【００１１】
また、前記の目的を達成する第２の発明の特徴は、放射線を検出して負の検出信号を出力する複数の第１半導体放射線検出器と、放射線を検出して正の検出信号を出力する複数の第２半導体放射線検出器と、対となる第１半導体放射線検出器、及び第２半導体放射線検出器に接続され、検出信号の極性の違いに基づいて、放射線を検出した前記半導体放射線検出器を識別する手段を備えることにある。
【００１２】
第１発明及び第２発明によれば、対となる半導体放射線検出器から出力される極性の異なる検出信号に基づいて放射線を検出した半導体放射線検出器を識別するため、正孔と電子の電荷収集率の違いによる位置分解能の低下を防止でき、作成される機能画像が鮮明になる。これにより、例えば小さな癌の位置などを正確に判断できる機能画像を提供できる。
【発明の効果】
【００１３】
本発明によれば、位置分解能を向上することができ、精度の高い機能画像を得ることができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１４】
以下、図面を用いて実施例を説明する。
【実施例１】
【００１５】
本発明の好適な一実施例である核医学診断装置を、図面を用いて説明する。本実施例では、核医学診断装置であるＰＥＴ装置を例にとって説明する。なお、アナログＡＳＩＣ
（Application Specific Integrated Circuit ）は、アナログ信号を処理する、特定用途向けＩＣであり、ＬＳＩの一種である。
【００１６】
図３に示すように、ＰＥＴ装置１は、カメラ（撮像装置）１１，データ処理装置（データ蓄積装置）１２，表示装置１３及びベッド１４を備えている。
【００１７】
データ処理装置１２は、記憶装置（図示せず）、同時計測装置１２Ａ、及び断層像情報作成装置１２Ｂを有する(図４)。カメラ１１が、同時計数装置１２Ａに接続される。同時計数装置１２Ａは、断層像情報作成装置１２Ｂに接続される。断層像情報作成装置１２Ｂが、表示装置１３に接続される。
【００１８】
カメラ１１は、図５に示すように、ユニット支持部材４６，検出器ユニット２、及び蓋１１ａを有する。ユニット支持部材４６は、中空の円盤状（ドーナッツ状）をしており、カメラ１１の周方向に検出器ユニット２を装着する窓（開口）４７を有する（図５）。窓４７は、装着する検出器ユニット２の数だけ設けられる。検出器ユニット２は、窓４７からカメラ１１の内部に挿入され、ユニット支持部材４６によって支持される（図６）。検出器ユニット２を片持支持するため、ストッパとなるフランジ４７を、検出器ユニット２の筐体３０の、ベッド１４の長手方向手前側に設ける。複数の検出器ユニット２をユニット支持部材４６に装着することによって、検出器ユニット２は、ベッド１４の周囲を取り囲むように配置される。カメラ１１に検出器ユニット２を装着する場合は、蓋１１ａを取り外して、ユニット支持部材４６を露出させる。検出器ユニット２は、検出器ユニット２のフランジ４７がユニット支持部材４６に当たるまでユニット支持部材４６の窓４７内に差し込んで装着される。カメラ１１と検出器ユニット２のコネクタを接続することによって、カメラ１１と検出器ユニット２の信号及び電源が接続される。カメラ１１は、検出器ユニット２が周方向に３０〜４０個着脱自在に配置された構成をしており、保守点検が容易なようにされている。
【００１９】
検出器ユニット２は、図７に示すように、複数の結合基板２０（本実施例では１０枚），電圧調整装置６３，ユニット統合用の集積回路であるユニット結合ＦＰＧＡ（以下、
ＦＰＧＡという。）３１，コネクタＣ３，３８，４２，４３，筐体（収納部材）３０，天板３０ａ、及び仕切り板５０を備える。天板３０ａは、筐体３０の上端にネジ等で着脱自在に取り付けられ、ユニット結合ＦＰＧＡ(Field Programmable Gate allay) ３１、及びコネクタＣ３，３８，４２，４３を備える。なお、筐体３０の上部，下部とは、筐体３０をカメラ１１から取り出した場合のことであり、図４に示すように、筐体３０がカメラ
１１に備えられた場合には、上下が反転したり、上下が９０°回転して左右になったり、或いは斜めになったりする。
【００２０】
筐体３０は、内部に、複数の結合基板２０，仕切り板５０、及び電圧調整装置６３を収納する。結合基板２０には、半導体放射線検出器２１（以下、検出器２１という。）が設けられているため、筐体３０は、アルミニウムやアルミニウム合金といった遮光性を有する材料で構成されると共に、光が侵入する隙間をなくす構成とする。結合基板２０は、それぞれの基板面が筐体３０の長手方向を向いて配置され、その長手方向において並列に配置される。仕切り板５０は、結合基板２０と電圧調整装置６３の間に配置され、電圧調整装置６３で発生するノイズを遮蔽し、結合基板２０（特に、検出器２１及びアナログ
ＡＳＩＣ２４）に伝わるのを防ぐ。電圧調整装置６３は、コネクタ４２及びコネクタ３８を介して、ＡＣＤＣ（Alternating Current Direct Current）コンバータ（図示せず）に接続される。電圧調整装置６３は、ＡＣＤＣコンバータから供給される中電圧ないし高電圧を調整する機能を有する。具体的には、電圧調整装置６３は、検出器２１に対してマイナスの高電圧を印加するマイナス高電圧電源装置（マイナスＨＶ電源、図９）４８，別の検出器２１に対してプラスの高電圧を印加するプラス高電圧電源装置（プラスＨＶ電源、図９）４９、及びＡＳＩＣ基板２０Ｂに設けられたアナログＡＳＩＣ２４，ＡＤＣ２５及びディジタルＡＳＩＣ２６等に電圧を印加するＡＳＩＣ電圧供給電源装置としての機能を有する。電圧調整装置６３は、天板３０ａに設けられたコネクタ４３及び配線を介し、
１０個のコネクタＣ３に接続される。コネクタＣ３は、ＡＳＩＣ基板２０Ｂ（図８）、コネクタＣ２に接続され、結合基板２０(ＡＳＩＣ基板２０Ｂ，検出器基板２０Ａ（図８）)に設けられた電源用配線を介して、アナログＡＳＩＣ２４，ＡＤＣ２５，ディジタル
ＡＳＩＣ２６及び検出器２１に接続されている。
【００２１】
結合基板２０の構造を、図８、及び図９を用いて説明する。結合基板２０は、検出器基板２０Ａ、及びＡＳＩＣ基板２０Ｂを有する。検出器基板２０ＡとＡＳＩＣ基板２０Ｂは、ネジ等により着脱自在に接続される。
【００２２】
検出器基板２０Ａは、図８（ａ）、及び図８（ｂ）に示すように、基板本体２０ａ，検出器２１，コネクタＣ１、及び基板本体２０ａ内に設けられた信号線（図示せず）及び電源配線（図示せず）を有する。検出器２１は、基板本体２０ａの両面にそれぞれ格子状に設置される。検出器２１は、基板本体２０ａの片面において、カメラ１１の周方向（ベッド１４の長手方向に直角）に１６個配置され、カメラ１１の半径方向に４個配置される
（基板本体２０ａの各片面に合計６４個の検出器２１をそれぞれ配置）。複数の検出器ユニット２をベッド１４の周囲に配置することによって、ベッド１４を取り囲む検出器２１の配列が、ベッド１４の長手方向と交差する方向において、複数層（本実施例では４層）形成されることになる。ベッド１４の長手方向と交差する方向において複数層の検出器
２１が配置されるため、その交差する方向でいずれの検出器２１によっても検出されずにカメラ１１の外部に達するγ線の割合が著しく減少し、カメラ１１の検出感度が向上する。検出器ユニット２を周方向に極力密に配置するためには、フランジ４７の、上記半径方向での内側部分をフランジ４７から取り除くとよい。一対のユニット支持部材４６を対向させて設置し、検出器ユニット２の両端部をそれらのユニット支持部材４６で保持してもよい。本実施例は、ベッド１４上の被検者から放出されたγ線は、図８の下方から上方
（矢印３２の方向、すなわち、カメラ１１の半径方向）に進行する。本実施例では、検出器２１は、カメラ１１の周方向に１６個配置される構造としたが、それに限定されない。結合基板２０は、検出器基板２０Ａ及びＡＳＩＣ基板２０Ｂが筐体３０の周方向を向いて配置され、その周方向において並列に配置する構成としても良い。複数の電源配線および複数の信号線は基板本体２０ａ内で多層構造となっている。各検出器２１に接続される電源配線及び信号線はコネクタＣ１に接続される。
【００２３】
検出器２１は、図８（ｃ）に示すように、薄板状の半導体単結晶によって構成される検出素子２１１を並列配置した構造となっている。検出素子２１１にはＣｄＴｅ（テルル化カドミウム）が用いられる。また、検出素子２１１は、ＴｌＢｒ（臭化タリウム）及び
ＧａＡｓ（ガリウム砒素）等を用いてもよい。検出器２１は、検出素子２１１の対向する二面にそれぞれアノード電極Ａ及びカソード電極Ｃを備える。検出器２１の各検出素子
２１１及び各電極は、基板本体２０ａに対して垂直に配置される。
【００２４】
図９に示すように、１個の検出器２１ａと１個の検出器２１ｂは、対となって配置され、一つのアナログ信号処理回路３３にそれぞれ接続される。つまり、１個のアナログ信号処理回路３３は、対となる検出器２１ａ，２１ｂから出力されるγ線検出信号を入力して処理する。検出器基板２０Ａに含まれる全検出器２１の半数が検出器２１ａとなり残りの検出器２１が検出器２１ｂとなる。マイナスＨＶ電源４８は、各検出器２１ａの各カソード電極Ｃに接続され、プラスＨＶ電源４９は、各検出器２１ｂのアノード電極Ａに接続される。つまり、電圧調整装置６３は、対となる検出器２１ａ及び２１ｂに、極性の異なる電圧を別々に印加する。マイナスＨＶ電源４８に接続された各検出器２１ａは、カソード電極Ｃがバイアス電極となり、アノード電極Ａが信号取り出し電極となる。プラスＨＶ電源４９に接続された各検出器２１ｂは、カソード電極Ｃが信号取り出し電極となり、アノード電極Ａがバイアス電極となる。対となる検出器２１ａ，２１ｂに設けられたそれぞれの信号取り出し電極は、電気的に互いに接続され、１本の配線を介してコネクタＣ１に接続される。
【００２５】
ＡＳＩＣ基板２０Ｂは、図８（ａ）及び図８（ｂ）に示すように、基板本体２０ｂ，コンデンサ２２，抵抗２３，アナログＡＳＩＣ（アナログ集積回路）２４，アナログ／デジタル変換器（以下、ＡＤＣという）２５，デジタルＡＳＩＣ（デジタル集積回路）２６，コネクタＣ１，コネクタＣ２、及び基板本体２０ｂ内に設けられた電源配線（図示せず）及び信号線（図示せず）を備える。コンデンサ２２及び抵抗２３は、基板本体２０ｂの片面にそれぞれ３４個ずつ設けられている。つまり、１つの基板本体２０ｂに、全検出器
２１の半分の数のコンデンサ２２及び抵抗２３が設置されている。アナログＡＳＩＣ２４は、基板本体２０ｂのそれぞれの片面に２個ずつ配置されている。デジタルＡＳＩＣ２６は、基板本体２０ｂの片面に１個配置される。コンデンサ２２，抵抗２３，アナログ
ＡＳＩＣ２４，ＡＤＣ２５、及びデジタルＡＳＩＣ２６を電気的に接続するため、基板本体２０ｂ内には、基板本体２０ａと同様に複数の電源配線及び複数の信号線が設けられている。これらの配線は、基板本体２０ｂ内で積層構造となっている。コネクタＣ１は、各コンデンサ２２に接続される信号線にそれぞれ接続される。コネクタＣ１は、検出器基板２０Ａに含まれる電源配線及び信号線と、ＡＳＩＣ基板２０Ｂに含まれる電源配線及び信号線を電気的に接続する（詳細は図９参照）。検出器２１は、信号線により、コネクタＣ１，コンデンサ２２を介して、アナログＡＳＩＣ２４に接続される。コンデンサ２２、及びチャージアンプ２４ａは、１対の検出器２１ａ，２１ｂで共有される。コネクタＣ１とコンデンサ２２を接続する信号線に、他端が接地された抵抗２３が接続される。コネクタＣ２は、コネクタＣ３を介してＡＳＩＣ基板２０Ｂの各信号線とＦＰＧＡ３１を電気的に接続する。また、コネクタＣ１及びＣ２は、電源配線用のコネクタを含んでいる。
【００２６】
アナログＡＳＩＣ２４は、図９に示すように、複数のアナログ信号処理回路３３を備える。一対の検出器２１ａ，２１ｂに対して一つのアナログ信号処理回路３３が設けられる。対となる検出器２１ａ，２１ｂは、それぞれから出力される検出信号をアナログ信号処理回路３３に伝える配線を共有する。アナログ信号処理回路３３は、チャージアンプ（前置増幅器）２４ａ，バンドパスフィルタ２４ｂ，極性反転アンプ２４ｃ，２４ｇ，ピークホールド回路２４ｄ，２４ｅ，ファーストアンプ２４ｆ、及びタイミングピックオフ回路２４ｈ，２４ｉを有する。チャージアンプ２４ａは、信号線により、コンデンサ２２を介してコネクタＣ１に接続される。対となる検出器２１ａ，２１ｂは、それぞれから出力される検出信号をチャージアンプ２４ａに伝える配線を共有する。極性反転アンプ２４ｃ及び２４ｇは、入力されたγ線検出信号の極性を反転する。ピークホールド回路２４ｄ及び２４ｅは、入力されるγ線検出信号の極性がプラスの場合、γ線検出信号に基づいてγ線検出信号の最大値、つまり検出したγ線のエネルギーに比例したγ線検出信号の波高値を保持する。また、マイナスの極性を有するγ線検出信号が入力された場合、ピークホールド回路２４ｄ及び２４ｅは、γ線検出信号入力前の０Ｖを出力し続ける。タイミングピックオフ回路２４ｈ及び２４ｉは、入力されるγ線検出信号の極性がプラスの場合、γ線検出信号に基づいてタイミング信号を生成し、そのタイミング信号を時刻決定回路３５
（３５ｈ，３５ｉを含む）に出力する。マイナスの極性を有するγ線検出信号を入力したタイミングピックオフ回路２４ｈ及び２４ｉは、タイミング信号を生成しないため、時刻決定回路３５へタイミング信号を出力しない。タイミングピックオフ回路２４ｈに接続される時刻決定回路は時刻決定回路３５ｈであり、タイミングピックオフ回路２４ｉに接続される時刻決定回路は時刻決定回路３５ｉである。チャージアンプ２４ａは、一方でバンドパスフィルタ２４ｂに接続され、他方でファーストアンプ２４ｆに接続される。バンドパスフィルタ２４ｂは、一方で極性反転アンプ２４ｃを介してピークホールド回路２４ｄに接続され、他方で、ピークホールド回路２４ｅに接続される。ファーストアンプ２４ｆは、極性反転アンプ２４ｇを介してタイミングピックオフ回路２４ｈに接続され、また、タイミングピックオフ回路２４ｉに接続される。なお、バンドパスフィルタ２４ｂ，極性反転アンプ２４ｃ、及びピークホールド回路２４ｄ，２４ｅが低速信号処理系(スロー系)である。ファーストアンプ２４ｆ，タイミングピックオフ回路２４ｈ，２４ｉ及び極性反転アンプ２４ｇが高速信号処理系（ファースト系）である。
【００２７】
低速信号処理系は、スイッチ２７を介してＡＤＣ２５に接続される。ＡＤＣ２５が、デジタルＡＳＩＣ２６に接続される。高速信号処理系は、信号配線を介して、デジタル
ＡＳＩＣ２６に接続される。
【００２８】
デジタルＡＳＩＣ２６は、図９に示すように、パケットデータ生成装置３４、及びデータ転送装置（データ送信装置）３７を備える。パケットデータ生成装置３４は、複数の時刻決定回路（時刻情報生成装置）３５ｈ，３５ｉ、及びＡＤＣ制御回路(ＡＤＣ制御装置)３６を含んでいる。時刻決定回路３５ｈ，３５ｉは、一対の検出器２１ａ，２１ｂに対してそれぞれ１個設けられる。一枚の結合基板２０には、時刻決定回路３５ｈ，３５ｉがそれぞれ６４個備えられる。時刻決定回路３５ｈ，３５ｉが、ＡＤＣ制御装置３６を介して、データ転送装置３７に接続される。データ転送装置３７は、ＦＰＧＡ３１及びコネクタ３８を介してデータ処理装置１２に接続される。
【００２９】
次に、被検診者のＰＥＴ検査を行う際のＰＥＴ装置１の動作について説明する。
【００３０】
ＰＥＴ検査を行う前に、まず、あらかじめ注射によりＰＥＴ用薬剤を被検体である被検診者に投与する。被検診者に投与されたＰＥＴ用薬剤は、被検診者の悪性腫瘍（がんの患部）に集まる。ＰＥＴ用薬剤を投与された被検診者をベッド１４に寝かせる。ベッド１４に横たわる被検診者の体内からは、ＰＥＴ用薬剤に起因して発生した多数のγ線があらゆる方向に放出される。１つの陽電子の消滅によって発生する一対のγ線は、ほぼ反対方向に放出され、検出器２１で検出（γ線のエネルギーが吸収）される。
【００３１】
検出器２１ａでγ線を検出した場合について考える。
【００３２】
検出器２１ａに設けられる信号取り出し電極（アノード電極Ａ）は抵抗２３を介して接地され、バイアス電極（カソード電極Ｃ）はマイナスＨＶ電源４８に接続される。このため、検出器２１ａの半導体部材Ｓにはマイナスの電圧（例えば−５００Ｖの電圧）が印加される。検出器２１ａがγ線を検出すると、検出器２１ａの信号取り出し電極からマイナスの極性を有するγ線検出信号であるマイナスの電荷信号が出力される。マイナスの電荷信号は、コンデンサ２２を介してチャージアンプ２４ａに入力される。チャージアンプ
２４ａは、入力されたマイナスの電荷信号をプラスの電圧信号（以下、電圧信号（＋）という。）に変換する。チャージアンプ２４ａから出力される電圧信号（＋）は、バンドパスフィルタ２４ｂ及びファーストアンプ２４ｆに入力される。
【００３３】
バンドパスフィルタ２４ｂは、入力した電圧信号（＋）を増幅し、波形整形する。バンドパスフィルタ２４ｂから出力された電圧信号（＋）は、ピークホールド回路２４ｅ及び極性反転アンプ２４ｃに入力される。ピークホールド回路２４ｅは、その電圧信号（＋）に基づいて電圧信号（＋）の最大値、つまり検出したγ線のエネルギーに比例したγ線検出信号の波高値（アナログのデータ）を保持する。極性反転アンプ２４ｃは、電圧信号
（＋）をマイナスの電圧信号（以下、電圧信号（−）という。）に変換し、ピークホールド回路２４ｄに出力する。電圧信号（−）を入力したピークホールド回路２４ｄは、信号入力前の０Ｖを出力し続ける。
【００３４】
チャージアンプ２４ａから電圧信号（＋）を入力したファーストアンプ２４ｆは、電圧信号（＋）を増幅する。増幅された電圧信号（＋）は、タイミングピックオフ回路２４ｉ及び極性反転アンプ２４ｇに入力される。タイミングピックオフ回路２４ｉは、電圧信号（＋）に基づいてタイミング信号を生成し、このタイミング信号を時刻決定回路３５ｉに出力する。極性反転アンプ２４ｇは、電圧信号（＋）を電圧信号（−）に変換し、タイミングピックオフ回路２４ｈに出力する。電圧信号（−）を入力したタイミングピックオフ回路２４ｈは、タイミング信号を生成しないため、時刻決定回路３５ｈにタイミング信号を出力しない。タイミングピックオフ回路２４ｈ，２４ｉ、及び極性反転アンプ２４ｇを含めて信号処理装置という。信号処理装置は、入力した電圧信号の極性の違いに基づいて、これらの電圧信号を分けして出力する機能を有する。つまり、信号処理装置は、γ線検出信号である電圧信号を入力すると、対となる検出器２１ａ及び検出器２１ｂのうち放射線を検出した検出器を識別してタイミング信号を生成し、そのタイミング信号を時刻決定回路３５ｉ又は時刻決定回路３５ｈのいずれか一方に出力する。
【００３５】
時刻決定回路３５ｉは、図示されていない５００ＭＨｚのクロック発生装置（水晶発信器）からのクロック信号を入力している。時刻決定回路３５ｉは、タイミング信号を入力した時のクロック信号に基づいてγ線の検出時刻（時刻情報）を決定する。ＰＥＴ装置１における検出時刻の決定は、ＬＥＴ（Leading Edge Trigger）方式またはＣＦＤ
(Constant Fraction Discriminator) 方式で行われる。時刻決定回路３５ｉは、時刻情報をＡＤＣ制御装置３６へ出力する。ＡＤＣ制御装置３６は、時刻決定回路３５ｉから時刻情報を入力すると、γ線を検出した検出器２１ａを特定する検出器ＩＤを認識する。すなわち、ＡＤＣ制御装置３６は、時刻決定回路３５ｉに対応する検出器ＩＤを記憶しているため、γ線を検出した検出器２１ａを特定できる。これは、時刻決定回路３５ｉが検出器２１ａに対応する数だけ設けられているため可能となる。時刻決定回路３５ｉから時刻情報が入力されると、ＡＤＣ制御装置３６は該当する検出器ＩＤ（この場合、検出器２１ａに該当する検出器ＩＤ）を特定する。ＡＤＣ２５とＡＤＣ制御装置３６は、ＡＤＣ制御信号伝送用の１本の配線、及び波高値情報伝送用の１本の信号線で接続される。また、ADC制御装置３６とスイッチ２７は、制御信号伝送用の１組の配線で接続される。ＡＤＣ制御装置３６は、切替制御信号をスイッチ２７に出力し、スイッチ２７の可動端子が、いずれかのアナログ信号処理回路３３に接続されるように、スイッチ２７を制御する。具体的には、ＡＤＣ制御装置３６は、特定した検出器ＩＤに基づいて、スイッチ２７に切替制御信号を出力し、スイッチ２７の可動端子を、特定した検出器ＩＤに対応するアナログ信号処理回路３３に接続するように、スイッチを制御する。スイッチ２７の切り替えが終了すると、ＡＤＣ制御装置３６はＡＤＣ２５にデータ取得指令を出力する。ＡＤＣ２５は、その取得指令に基づいて該当するアナログ信号処理回路３３のピークムホールド回路２４ｅから入力したアナログの波高値信号をデジタルの波高値情報に変換して出力する。この波高値情報は、ＡＤＣ制御回路３６に入力される。ＡＤＣ制御回路３６は、時刻情報及び検出器ＩＤに波高値情報を付加してパケット情報を生成する。ＡＤＣ制御回路３６は、ＡＤＣ２５を制御するＡＤＣ制御装置としての機能、検出器ＩＤ情報（検出器位置情報）を特定する検出器認識装置としての機能、スイッチ２７の切り替えを制御するスイッチ制御装置としての機能、及び検出器ＩＤ情報，時刻情報、及び波高値情報を統合する情報統合装置としての機能を有する。情報統合装置はそれらの３つの情報を含むデジタル情報である統合情報（パケット情報）を出力する。ＡＤＣ制御回路３６から出力されたパケット情報データは、データ転送装置３７に出力される。
【００３６】
検出器２１ｂでγ線を検出した場合について考える。
【００３７】
検出器２１ｂの信号取り出し電極（カソード電極Ｃ）は抵抗２３を介して接地され、バイアス電極（アノード電極Ａ）はプラスＨＶ電源４９に接続される。このため、検出器
２１ｂの半導体部材Ｓにはプラスの電圧（例えば＋５００Ｖの電圧）が印加される。検出器２１ｂがγ線を検出すると、その信号取り出し電極からプラスの極性を有するγ線検出信号であるプラス電荷信号が出力される。検出器２１ｂから出力されるプラスの電荷信号は、コンデンサ２２を介してチャージアンプ２４ａに入力され、ここで電圧信号（−）に変換される。ピークホールド回路２４ｅは、バンドパスフィルタ２４ｂから電圧信号(−)を入力するため、０Ｖを出力する。ピークホールド回路２４ｄは、その電圧信号（−）が極性反転アンプ２４ｃで電圧信号（＋）に反転されるため、波高値を保持する。タイミングピックアップ回路２４ｉは、電圧信号（−）を入力するため、タイミング信号を生成しない。タイミングピックアップ回路２４ｈは、電圧信号（−）が極性反転アンプ２４ｇで電圧信号（＋）に反転されるため、タイミング信号を生成する。時刻決定回路３５ｈは、入力したタイミング信号に基づいて時刻情報を生成する。ＡＤＣ制御装置３６は、時刻決定回路３５ｈから入力した時刻情報に基づいて、γ線を検出した検出器２１ｂを特定する検出器ＩＤを特定する。ＡＤＣ制御装置３６は、スイッチ２７を介してピークホールド回路２４ｅから波高値情報を受け取ると、時刻情報及び検出器ＩＤに波高値情報を付加してパケット情報を生成し、そのパケット情報をデータ転送装置３７に出力する。
【００３８】
データ転送装置３７は、各ＡＤＣ制御回路３６から出力されたそれぞれのパケット情報を、例えば定期的に、検出器ユニット２に設けられているＦＰＧＡ３１に送信する。
ＦＰＧＡ３１は、それらのデジタル情報をコネクタ３８に接続された情報伝送用配線を介してデータ処理装置１２に送信する。
【００３９】
データ処理装置１２に入力されたパケット情報は、まず同時計数回路１２Ａに入力される。同時計測装置１２Ａは、パケット情報、特に検出時刻情報及び検出器ＩＤ情報に基づいて同時計測処理を行い、５１１ＫｅＶの一対のγ線の検出位置を特定し、データ処理装置１２の記憶装置に記憶する。同時計数処理は、設定時間の時間窓で５１１ＫｅＶのγ線を２個検出したときは、これらのγ線を、１つの陽電子の消滅により発生した一対のγ線とみなす処理である。同時計数装置１２Ａは、時間窓内で検出されたγ線検出信号が３つ以上ある（γ線を検出した検出器２１が３つ以上ある）場合に、それらのγ線検出信号の波高値情報等を用いて３つ以上ある検出器２１のうち最初にγ線が入射された２つの検出器２１を特定する。特定された一対の検出器２１が同時計測されて１つの計数値が生成される。断層像情報作成装置１２Ｂは、同時計測で得た計数値及び検出器２１の位置情報を用いて、放射性薬剤の集積位置、すなわち悪性腫瘍位置を含む機能画像を作成して、表示装置１３に表示する。
【００４０】
本実施例によれば、以下に示す効果を得ることができる。
（１）本実施例は、対になる検出器２１ａ，２１ｂがそれぞれ極性の異なるγ線検出信号を出力し、それらの検出器から出力された各γ線検出信号を処理する１つのアナログ信号処理回路(信号処理装置)３３が、それらの極性の違いに基づいて対となった検出器２１ａ，２１ｂのうちで、γ線を検出した検出器を確実に識別できる。γ線検出信号の極性の違いを利用したその識別は、立ち上がり時間が異なる電子に起因するγ線検出信号及び正孔に起因するγ線検出信号のそれぞれによっても確実に行える。そのため、対となった検出器２１ａ，２１ｂのうちγ線を検出した検出器を確実に識別できることは、位置分解能を向上させる。これは、空間分解能の向上につながり、さらに精度の高い機能画像を作成することができる。
（２）本実施例は、上述した検出器２１ａ，２１ｂから出力されたγ線検出信号の極性の違いに基づいて、γ線を検出した検出器２１が検出器２１ａ，２１ｂのどちらであるかを識別しているため、検出器２１内で散乱されたγ線に起因するγ線検出信号を機能画像の作成に利用する場合であっても、正確に検出器を判別することが可能となる。散乱されたγ線に起因するγ線検出信号は、波高値が低く、ホトピーク付近のエネルギーのγ線に起因したγ線検出信号と比較して立ち上がり時間が長くなるため、検出器に対して同極性の異なるバイアス電圧を印加し、検出信号の立ち上がり時間の違いによって検出器を識別する従来の方法では、散乱されたγ線を有効なデータとして利用することが困難であった。本実施例によれば、散乱されたγ線（低いエネルギーのγ線）も有効なデータとして利用できるため、実効的な検出感度向上につながり、検査時間を短縮できる。また、空間分解能が向上する。
（３）本実施例は、対となる検出器２１ａ，２１ｂは、それぞれ信号取り出し電極から出力されたγ線検出信号を伝送する信号線を共有化しているため、基板本体２０ａ，２０ｂ内に設ける信号線の数を半分に減らすことができる。それぞれの基板本体は、電源配線層，アース層、及び信号線層等の複数の層で構成される。信号線の数が減ると各基板本体内の積層数を減らすことができ、各基板本体の厚さを薄くできる。つまり、ベッド１４の長手方向における検出器２１相互間の間隔を狭くできる。これにより、検出器２１の稠密配置が可能となる。従って、ＰＥＴ装置１としても実効的な検出感度が向上すると共に空間分解能も向上する。
（４）本実施例は、信号線の本数を低減できるため、複数の信号線が接続される共通のコネクタＣ１のピン数を減らすことができ、信号線間容量を大幅に低減できる。このため、検出器２１の浮遊容量を低減できる。浮遊容量の低減は、アナログＡＳＩＣ２４の増幅信号のノイズを減少させ、波高値の揺らぎを減少させる。このため、エネルギー分解能が向上する。また、アナログＡＳＩＣ２４内のファースト系信号の揺らぎも減少するため、タイミングピックオフの揺らぎが減少し、時間分解能が向上する。エネルギー分解能の向上により体内散乱線の除去能力が上がり、画質の向上や定量性が向上する。また、時間分解能の向上により、同時計測の時間窓（同時と判定する時間差）を小さく出来るの偶発的に同時と判断されたランダム事象を低減可能となり、画質の向上や定量性の向上をもたらす。
（５）本実施例では、γ線検出信号を伝送する信号線を共有しているため、ＡＳＩＣ基板２０に設けられるコンデンサ２２及び抵抗２３も、対となる二つの検出器２１ａ，２１ｂで共有化できる。これにより、コンデンサ２２、及び抵抗２３の数を減らすことができ、検出器２１とアナログＡＳＩＣ２４の距離が短くなり、信号線長を短くすることができる。信号線長が短くなれば浮遊容量が低減され、上記（２）と同様に画質及び定量性の更なる向上が図れる。
（６）本実施例では、対となる検出器から出力される検出信号は、共通の信号線を介してアナログＡＳＩＣ２４に入力される。つまり、対となる検出器でアナログＡＳＩＣ２４のＩＯピンを共有することができるため、アナログＡＳＩＣ２４のＩＯピン数を低減する事ができる。または、ＩＯピン数を増やさずに処理するチャンネル数を増大できる。
（７）本実施例では、対となる検出器２１ａ，２１ｂから出力される各γ線検出信号を１つのアナログ信号処理回路３３で処理できる。このため結合基板２０に含まれるアナログ信号処理回路３３の個数を低減でき、アナログＡＳＩＣ２４の個数を低減できる。換言すれば、１つのアナログＡＳＩＣ２４で処理できるチャンネル数が増大する。
（８）上記効果（６）及び（７）のように、処理するチャンネル数を増大されると、一つのアナログＡＳＩＣ２４で処理できる検出器２１の個数を増やすことができる。つまり、アナログＡＳＩＣ２４の個数を減らさない場合、より小さな検出器２１を用いることが可能となり、位置分解能が向上する。特に、筐体３０の周方向に配置する検出器２１を小型化できると、周方向における位置分解能が向上し、機能画像の画質が更に向上する。
（９）本実施例では、対となる検出器２１ａ，２１ｂでコンデンサ２２，チャージアンプ２４ａ，バンドパスフィルタ２４ｂ、及びファーストアンプ２４ｆ等の回路素子を共有化している。このため、結合基板２０内の回路素子の数を減らすことができ、発熱量を低減することができる。特に、チャージアンプ２４ａの発熱量は大きいため、チャージアンプ２４ａの個数低減による発熱量の低減効果は非常に大きい。また、検出器を用いた核医学診断装置の消費電力に占めるアナログＡＳＩＣ２４の発熱量は大きく、アナログＡＳＩＣ２４の発熱量の低減はＰＥＴ装置１の消費電力の低減に大きく貢献する。発熱量が低減できればＰＥＴ装置１の冷却装置も簡素化できる。
（１０）本実施例は、１つのアナログＡＳＩＣ２４に対して１つのＡＤＣ２５を設け、アナログＡＳＩＣ２４とＡＳＣ２５との間にスイッチ２７を設けている。そのため、１つのアナログＡＳＩＣ２４に対して１つずつＡＤＣ２５を設ける必要がなく、ＡＳＩＣ基板20Ｂの回路構成を著しく単純化できる。統合情報を生成する情報統合装置も、１つのアナログＡＳＩＣ２４に対して１つ設ければよく、デジタルＡＳＩＣ２６の回路構成が単純化できる。また、検出器ＩＤを特定するＡＤＣ制御装置も１つのアナログＡＳＩＣ２４に対して１つでよく、デジタルＡＳＩＣ２６の回路構成が単純化できる。
（１１）本実施例は、対となる検出器２１ａ，２１ｂのうち一方の検出器に＋５００Ｖのバイアス電圧を印加し、他方の検出器に−５００Ｖのバイアス電圧を印加している。そのため、アース部分と＋５００Ｖを印加する電源配線の間、及びアース部分と−５００Ｖを印加する電源配線との間の電圧差が小さいため、その耐電圧構造を簡素化できる。アース部分は、基板本体内に設けられたアナログアース，デジタルアース及び筐体等である。
（１２）本実施例は、検出器と同じ個数のタイミングピックオフ回路を設け、タイミングピックオフ回路２４ｈが時刻決定回路３５ｈに接続され、タイミングピックオフ回路24ｉが時刻決定回路３５ｉに接続される。このような構成を有すため、対となる検出器２１ａ及び検出器２１ｂを電気的に接続し、それぞれから出力されるγ線検出信号を信号処理装置に伝える配線を共有した場合であっても、時刻決定回路３５ｈ、及び時刻決定回路35ｉは、対となる検出器２１ａ及び２１ｂがγ線を検出した時刻情報をそれぞれ決定することができる。
（１３）本実施例は、検出器と同じ個数のタイミングピックオフ回路を設け、タイミングピックオフ回路２４ｈに接続される時刻決定回路３５ｈ、及びタイミングピックオフ回路２４ｉに接続される時刻決定回路３５ｉがＡＤＣ制御装置３６に接続されるため、ＡＤＣ制御装置３６は、γ線を検出した検出器を特定することができる。
（１４）本実施例は、対となる検出器２１ａ及び２１ｂからそれぞれ出力されるγ線検出信号を入力して波高値を測定する波高値測定手段として、γ線検出信号の極性を反転させる極性反転アンプ２４ｃ，極性反転アンプ２４に接続されるピークホールド回路２４ｄ、及び入力されたγ線検出信号で波高値を測定するピークホールド回路２４ｅを備えている。このような構成を備えるため、対となる検出器２１ａ及び検出器２１ｂを電気的に接続して、それぞれから出力されるγ線検出信号を波高値測定手段に伝える配線を共有した場合であっても、ピークホールド回路２４ｄ及びピークホールド回路２４ｅは、それぞれのγ線検出信号の波高値を測定することができる。
【００４１】
本実施例では、筐体３０が遮光性を有する構成としたが、筐体３０以外の手段によって遮光性が確保される場合は、筐体３０は遮光性を有する必要はない。この場合、遮光用の面材（パネル）等は不用となり、筐体３０は、検出器２１を着脱自在に保持する枠(枠体)として機能する。
【００４２】
本実施例は、検出器基板２０ＡとＡＳＩＣ基板２０Ｂが別々になっているため、例えば、アナログＡＳＩＣ及びでデジタルＡＳＩＣをＢＧＡ(Ball Grid Allay) を介して基板本体２０ｂにリフローでハンダ付けする際に、基板本体２０ｂだけをハンダ付け処理でき、検出器２１を高温に晒す必要がなく好ましい。また、検出器基板２０ＡとＡＳＩＣ基板
２０Ｂとを一体化して一つの基板として、コネクタＣ１を用いないようにすることもできる。
【００４３】
本実施例では、検出器ユニット２は、筐体３０の内部に、検出器基板２０Ａ及びASIC基板２０Ｂを収容している（図６）。しかし、検出器ユニットは、図１０に示すように構成してもよい。図１０に示す検出器ユニット２Ａは、検出器ユニット２において筺体３０を筺体３０ｂに変更した構成を有する。検出器ユニット２Ａは、ＡＳＩＣ基板２０Ｂが筺体３０ｂ内に収納されているが、検出器基板２０Ａが筺体３０ｂの外部に位置する。全ての検出器２１が筺体３０ｂの外部に配置される。検出器ユニット２Ａの他の構成は検出器ユニット２と同じである。
【００４４】
実施例１では、マイナスＨＶ電源４８に接続される各検出器２１ａ、及びプラスＨＶ電源４９に接続される各検出器２１ｂを同一の検出器基板２０Ａ上に実装したが、それぞれ別の検出器基板に実装してもよい。この場合、検出器２１ａを実装する検出器基板20Ａａ及び検出器２１ｂを実装する検出器基板２０Ａｂを設け、検出器基板２０Ａａの基板本体内にマイナス電圧を印加する電源配線（以下、電源配線（−）という。）、検出器基板
２０Ａｂの基板本体内にプラスの電圧を印加する電源配線（以下、電源配線（＋）という。）を設ける。検出器基板２０Ａａ及び検出器基板２０Ａｂは、コネクタを介して同一のＡＳＩＣ基板２０Ｂに接続される。対となる検出器２１ａ及び検出器２１ｂは、ＡＳＩＣ基板２０Ｂ内の基板信号線で電気的に接続されると共に、一つのアナログ信号処理回路
３３に接続される。一つの検出器基板の基板本体内に、電源配線(−)の配線層及び電源配線（＋）の配線層の二つの配線層を設ける必要がなくなるため、実施例１で必要であった絶縁のための配線層間距離が不要となる。また、二つの電源配線層間の絶縁構造も不要となる。これにより、検出器基板の基板本体の厚みが薄くなり、検出器の緻密実装が可能となるため、実効的なγ線の検出感度が向上し検査時間が短縮される。検出器基板２０Ａａ、及び検出器基板２０Ａｂからの検出信号は、コネクタを介してＡＳＩＣ基板２０Ｂに伝送したが、マザーボード方式を採用してもよい。
【実施例２】
【００４５】
以下に、本発明の他の実施例であるＰＥＴ装置について図１１を用いて説明する。本実施例のＰＥＴ装置１Ａは、実施例１のＰＥＴ装置１において、電圧調整装置６３を、第１プラス高電圧電源装置（第１ＨＶ電源）５２，第２プラス高電圧電源装置(第２ＨＶ電源)５３、及びＡＳＩＣ電圧供給電源装置を備える電源装置６３Ａ（図示せず）に替えた構成を有する。第１ＨＶ電源５２が各検出器２１ｂのアノード電極Ａに接続され、第２ＨＶ電源５３が抵抗２３に接続される。他の構成は、実施例１と同様であるため説明を省略する。
【００４６】
対となる検出器２１ａ及び検出器２１ｂに印加するバイアス電圧について説明する。検出器２１ａのカソード電極Ｃは、接地（アース）される。検出器２１ｂのアノード電極Ａは、第１ＨＶ電源５２から第１バイアス電圧（例えば、＋１０００Ｖ）が印加される。検出器２１ａのアノード電極Ａ及び検出器２１ｂのカソード電極Ｃは、信号線を介して抵抗２３に接続され、第２ＨＶ電源５３から第１バイアス電圧(例えば、＋５００Ｖ)が印加される。検出器２１ａのアノード電極Ａ及び検出器２１ｂのカソード電極Ｃが信号取り出し電極となる。信号取り出し電極を基準として、検出器２１ａの半導体部材Ｓには−５００Ｖの電圧が印加され、検出器２１ｂの半導体部材Ｓには＋５００Ｖの電圧が印加される。そのため、本実施例の対となる検出器２１ａ及び検出器２１ｂは、それぞれ極性の異なる検出信号を出力する。
【００４７】
本実施例も実施例１で生じた効果（１）〜（１０），（１２）〜（１４）を得ることができる。
【００４８】
以上、実施例１及び実施例２により、本発明の具体的な例を示したが、本発明はそれらの実施例に限定されず、本発明の趣旨を逸脱しない範囲で適宜変更が可能である。本発明は、ＳＰＥＣＴ装置に適応することもできる。
【図面の簡単な説明】
【００４９】
【図１】半導体部材から出力される電荷信号の時間変化を示す模式図である。
【図２】半導体部材から出力される電荷信号の時間変化を示す模式図である。
【図３】本発明の好適な一実施例であるＰＥＴ装置の構成を示す斜視図である。
【図４】図３に示すＰＥＴ装置のカメラの、ベッドの長手方向に直交する方向における断面構造を模式的に示した図である。
【図５】図３に示すカメラの検出器ユニットの取付け状態を示した図である。
【図６】図５のVI−VI断面図である。
【図７】図４に示す検出器ユニットの構造の透視斜視図である。
【図８】本発明の好適な一実施例であるＰＥＴ装置の結合基板の構成を示し、（ａ）は結合基板の正面図、（ｂ）は結合基板の側面図、（ｃ）は結合基板に含まれた半導体放射線検出器の斜視図である。
【図９】図８に示すデジタルＡＳＩＣ及びアナログＡＳＩＣの詳細構成、及び図７に示す電圧調整装置の詳細構成を示す図である。
【図１０】検出器ユニットの他の構成の透視斜視図である。
【図１１】本発明の他の実施例であるＰＥＴ装置に用いられる検出器ユニットの構成図である。
【符号の説明】
【００５０】
１，１Ａ…ＰＥＴ装置（陽電子放出断層撮影装置）、２…検出器ユニット、２０…結合基板、２０Ａ…検出器基板、２０Ｂ…ＡＳＩＣ基板、２１，２１ａ，２１ｂ…検出器（半導体放射線検出器）、２４…アナログＡＳＩＣ（アナログ集積回路）、２４ａ…チャージアンプ、２４ｃ，２４ｇ…極性反転アンプ、２４ｈ，２４ｉ…タイミングピックオフ回路、２６…デジタルＡＳＩＣ（デジタル集積回路）、３５ｈ，３５ｉ…時刻決定回路（時刻情報生成装置）、３６…ＡＤＣ制御装置、４６…ユニット支持部材、６３…電圧調整装置。
【技術分野】
【０００１】
本発明は、核医学診断装置及び核医学診断装置における放射線検出器識別方法に係り、特に、陽電子放出型断層撮像（Positron Emission computed Tomographｙ 、以下、
「ＰＥＴ」という。）装置及び単光子放出型断層撮像(Single Photon Emission ComputedTomography、以下、「ＳＰＥＣＴ」という。) 装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
被検体である被検診者の体内を非破壊で撮像する技術として、放射線を用いた検査技術がある。放射線検査装置の代表的なものとして、ＰＥＴ装置，ＳＰＥＣＴ装置のような核医学診断装置がある。核医学診断装置では、Ｘ線ＣＴでは得ることができない機能画像を得ることができる。医師は、作成された機能画像を基づいて、分子生物学レベルでの機能や代謝を判断できる。
【０００３】
ＰＥＴ検査は、陽電子放出核種（15Ｏ，13Ｎ，11Ｃ，18Ｆ等）を含む放射性薬剤（以下、ＰＥＴ用薬剤という）を被検体に投与し、特定の部位（たとえばがん細胞）に集積したＰＥＴ用薬剤に起因して、被検診者の患部から放射されるγ線を放射線検出器で検出する検査である。代表的なＰＥＴ用薬剤として、フルオロ・デオキシ・グルコース（２−［Ｆ−１８］fluoro-2-deoxy-D-glucose、18ＦＤＧ）がある。ＰＥＴ用薬剤に含まれる陽電子放出核種から放射される陽電子が、近傍に存在する電子と対消滅する際に、５１１ｋｅＶのエネルギーをもつ、一対のγ線がほぼ１８０°反対の方向に放射される。この一対のγ線を検出した一対の放射線検出器から出力されたそれぞれの検出信号に基づいて、ＰＥＴ用薬剤の集積位置、すなわち被検診者におけるがんの患部を含む機能画像（以下、ＰＥＴ画像という。）を作成する。
【０００４】
特許文献１は、板状の半導体材料Ｓからなる半導体放射線検出素子の両面を薄板状の電極（アノード電極Ａ，カソード電極Ｃ）で覆った構成を有する半導体放射線検出器を備える核医学診断装置を記載している。この半導体部材Ｓは、γ線と相互作用を及ぼして電荷を生成するＣｄＴｅ（テルル化カドミウム），ＴｌＢｒ（臭化タリウム），ＧａＡｓ（ガリウム砒素）等で構成され、アノード電極Ａ及びカソード電極Ｃは、Ｐｔ（白金），Ａｕ（金），Ｉｎ（インジウム）等のいずれかの材料が用いられている。
【０００５】
また、特許文献２は、半導体部材、半導体部材の対向する二面にそれぞれバイアス電極及び信号取り出し電極を備える放射線検出器を備える核医学診断装置を記載し、信号電極は隣り合うペアの半導体部材で共有する。特許文献２は、隣り合う一方の半導体部材に第１バイアス電圧を印加し、他方の半導体部材に第１バイアス電圧と同極性の異なる電圧である第２バイアス電圧を印加して、いずれの半導体部材に放射線が入射したかを判別する。バイアス電圧が異なると、半導体部材から取り出される検出信号のチャージアップ時間に差が生じるため、チャージアップの時間差に基づいて、放射線線を検出した半導体部材を判別している。
【０００６】
【特許文献１】特開２００５−１０６６４４号公報
【特許文献２】特開平１１−２８１７４７号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
発明者らは、特許文献２の構成を検討した結果、一対の半導体放射線検出器に同極性の異なる電圧を印加した場合、「位置分解能が低下する」との新たな課題を見出した。その検討結果を以下に説明する。半導体から出力される検出信号には、電子に起因する電荷信号、及び正孔に起因する電荷信号がある。電子と正孔はその移動度が異なるため、それぞれに起因した電荷信号が所定の値まで立ち上がるのに要する時間（以下、立ち上がり時間という。）に差が生じる。半導体部材に放射線が入射したときに出力される電荷信号の時間変化を示す模式図を図１に示す。図１のａが電子の寄与率が高い場合の電荷信号であり、図１のｂが正孔の寄与率が高い場合の電荷信号である。電子の寄与率が高いと電荷信号の立ち上がりは早くなる。また、正孔の寄与率が高いと電荷信号の立ち上がりは遅くなる。２種の閾値を用いて立ち上がり時間を求める場合、立ち上がり時間はＴＥ０〜ＴＨ０まで変動する（図１参照）。印加するバイアス電圧が低い場合の電荷信号の時間変化の模式図を図２に示す。この場合、立ち上がり時間はＴＥ１〜ＴＨ１まで変動する。従って、ペアとなる半導体部材に同極性の異なる電圧を印加して、放射線を検出した半導体部材を識別するには、立ち上がり時間をＴＨ０＜ＴＥ１とする必要がある。電子の移動度と正孔の移動度は１０倍程度異なるため、立ち上がり時間がＴＨ０＜ＴＥ１となるには、ペアとなる半導体部材の一方のバイアス電圧が、他方のバイアス電圧の１０分の１以上となる必要がある。半導体部材に印加するバイアス電圧を数百Ｖとすることで、核医学診断装置としての測定精度（例えば、時間分解能やエネルギー分解能）を高く保つことができる。バイアス電圧が数百Ｖ以上、及び数百Ｖ以下であると計測精度は低下するため、１０倍以上の電圧差の２種のバイアス電圧を印加する事は困難である。使用可能なバイアス電圧内で２種の異なる電圧を印加した場合は、ＴＨ０＞ＴＥ１となり、ＴＥ１〜ＴＨ０の立ち上がり時間の場合半導体部材を識別する事が出来ない。
【０００８】
そのように、隣り合うペアの半導体部材に同極性の異なる電圧を印加すると、放射線を検出した半導体部材を判別することが困難となり、位置分解能の低下につながることが判明した。
【０００９】
本発明の目的は、位置分解能を向上できる核医学診断装置を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
前記の目的を達成する第１発明の特徴は、放射線を検出して検出信号を出力する複数の第１半導体放射線検出器と、第１半導体放射線検出器と極性の異なる検出信号を出力する複数の第２半導体放射線検出器と、対となる第１半導体放射線検出器、及び第２半導体放射線検出器に接続され、検出信号の極性の違いに基づいて、放射線を検出した半導体放射線検出器を識別する信号処理装置を備えることにある。
【００１１】
また、前記の目的を達成する第２の発明の特徴は、放射線を検出して負の検出信号を出力する複数の第１半導体放射線検出器と、放射線を検出して正の検出信号を出力する複数の第２半導体放射線検出器と、対となる第１半導体放射線検出器、及び第２半導体放射線検出器に接続され、検出信号の極性の違いに基づいて、放射線を検出した前記半導体放射線検出器を識別する手段を備えることにある。
【００１２】
第１発明及び第２発明によれば、対となる半導体放射線検出器から出力される極性の異なる検出信号に基づいて放射線を検出した半導体放射線検出器を識別するため、正孔と電子の電荷収集率の違いによる位置分解能の低下を防止でき、作成される機能画像が鮮明になる。これにより、例えば小さな癌の位置などを正確に判断できる機能画像を提供できる。
【発明の効果】
【００１３】
本発明によれば、位置分解能を向上することができ、精度の高い機能画像を得ることができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１４】
以下、図面を用いて実施例を説明する。
【実施例１】
【００１５】
本発明の好適な一実施例である核医学診断装置を、図面を用いて説明する。本実施例では、核医学診断装置であるＰＥＴ装置を例にとって説明する。なお、アナログＡＳＩＣ
（Application Specific Integrated Circuit ）は、アナログ信号を処理する、特定用途向けＩＣであり、ＬＳＩの一種である。
【００１６】
図３に示すように、ＰＥＴ装置１は、カメラ（撮像装置）１１，データ処理装置（データ蓄積装置）１２，表示装置１３及びベッド１４を備えている。
【００１７】
データ処理装置１２は、記憶装置（図示せず）、同時計測装置１２Ａ、及び断層像情報作成装置１２Ｂを有する(図４)。カメラ１１が、同時計数装置１２Ａに接続される。同時計数装置１２Ａは、断層像情報作成装置１２Ｂに接続される。断層像情報作成装置１２Ｂが、表示装置１３に接続される。
【００１８】
カメラ１１は、図５に示すように、ユニット支持部材４６，検出器ユニット２、及び蓋１１ａを有する。ユニット支持部材４６は、中空の円盤状（ドーナッツ状）をしており、カメラ１１の周方向に検出器ユニット２を装着する窓（開口）４７を有する（図５）。窓４７は、装着する検出器ユニット２の数だけ設けられる。検出器ユニット２は、窓４７からカメラ１１の内部に挿入され、ユニット支持部材４６によって支持される（図６）。検出器ユニット２を片持支持するため、ストッパとなるフランジ４７を、検出器ユニット２の筐体３０の、ベッド１４の長手方向手前側に設ける。複数の検出器ユニット２をユニット支持部材４６に装着することによって、検出器ユニット２は、ベッド１４の周囲を取り囲むように配置される。カメラ１１に検出器ユニット２を装着する場合は、蓋１１ａを取り外して、ユニット支持部材４６を露出させる。検出器ユニット２は、検出器ユニット２のフランジ４７がユニット支持部材４６に当たるまでユニット支持部材４６の窓４７内に差し込んで装着される。カメラ１１と検出器ユニット２のコネクタを接続することによって、カメラ１１と検出器ユニット２の信号及び電源が接続される。カメラ１１は、検出器ユニット２が周方向に３０〜４０個着脱自在に配置された構成をしており、保守点検が容易なようにされている。
【００１９】
検出器ユニット２は、図７に示すように、複数の結合基板２０（本実施例では１０枚），電圧調整装置６３，ユニット統合用の集積回路であるユニット結合ＦＰＧＡ（以下、
ＦＰＧＡという。）３１，コネクタＣ３，３８，４２，４３，筐体（収納部材）３０，天板３０ａ、及び仕切り板５０を備える。天板３０ａは、筐体３０の上端にネジ等で着脱自在に取り付けられ、ユニット結合ＦＰＧＡ(Field Programmable Gate allay) ３１、及びコネクタＣ３，３８，４２，４３を備える。なお、筐体３０の上部，下部とは、筐体３０をカメラ１１から取り出した場合のことであり、図４に示すように、筐体３０がカメラ
１１に備えられた場合には、上下が反転したり、上下が９０°回転して左右になったり、或いは斜めになったりする。
【００２０】
筐体３０は、内部に、複数の結合基板２０，仕切り板５０、及び電圧調整装置６３を収納する。結合基板２０には、半導体放射線検出器２１（以下、検出器２１という。）が設けられているため、筐体３０は、アルミニウムやアルミニウム合金といった遮光性を有する材料で構成されると共に、光が侵入する隙間をなくす構成とする。結合基板２０は、それぞれの基板面が筐体３０の長手方向を向いて配置され、その長手方向において並列に配置される。仕切り板５０は、結合基板２０と電圧調整装置６３の間に配置され、電圧調整装置６３で発生するノイズを遮蔽し、結合基板２０（特に、検出器２１及びアナログ
ＡＳＩＣ２４）に伝わるのを防ぐ。電圧調整装置６３は、コネクタ４２及びコネクタ３８を介して、ＡＣＤＣ（Alternating Current Direct Current）コンバータ（図示せず）に接続される。電圧調整装置６３は、ＡＣＤＣコンバータから供給される中電圧ないし高電圧を調整する機能を有する。具体的には、電圧調整装置６３は、検出器２１に対してマイナスの高電圧を印加するマイナス高電圧電源装置（マイナスＨＶ電源、図９）４８，別の検出器２１に対してプラスの高電圧を印加するプラス高電圧電源装置（プラスＨＶ電源、図９）４９、及びＡＳＩＣ基板２０Ｂに設けられたアナログＡＳＩＣ２４，ＡＤＣ２５及びディジタルＡＳＩＣ２６等に電圧を印加するＡＳＩＣ電圧供給電源装置としての機能を有する。電圧調整装置６３は、天板３０ａに設けられたコネクタ４３及び配線を介し、
１０個のコネクタＣ３に接続される。コネクタＣ３は、ＡＳＩＣ基板２０Ｂ（図８）、コネクタＣ２に接続され、結合基板２０(ＡＳＩＣ基板２０Ｂ，検出器基板２０Ａ（図８）)に設けられた電源用配線を介して、アナログＡＳＩＣ２４，ＡＤＣ２５，ディジタル
ＡＳＩＣ２６及び検出器２１に接続されている。
【００２１】
結合基板２０の構造を、図８、及び図９を用いて説明する。結合基板２０は、検出器基板２０Ａ、及びＡＳＩＣ基板２０Ｂを有する。検出器基板２０ＡとＡＳＩＣ基板２０Ｂは、ネジ等により着脱自在に接続される。
【００２２】
検出器基板２０Ａは、図８（ａ）、及び図８（ｂ）に示すように、基板本体２０ａ，検出器２１，コネクタＣ１、及び基板本体２０ａ内に設けられた信号線（図示せず）及び電源配線（図示せず）を有する。検出器２１は、基板本体２０ａの両面にそれぞれ格子状に設置される。検出器２１は、基板本体２０ａの片面において、カメラ１１の周方向（ベッド１４の長手方向に直角）に１６個配置され、カメラ１１の半径方向に４個配置される
（基板本体２０ａの各片面に合計６４個の検出器２１をそれぞれ配置）。複数の検出器ユニット２をベッド１４の周囲に配置することによって、ベッド１４を取り囲む検出器２１の配列が、ベッド１４の長手方向と交差する方向において、複数層（本実施例では４層）形成されることになる。ベッド１４の長手方向と交差する方向において複数層の検出器
２１が配置されるため、その交差する方向でいずれの検出器２１によっても検出されずにカメラ１１の外部に達するγ線の割合が著しく減少し、カメラ１１の検出感度が向上する。検出器ユニット２を周方向に極力密に配置するためには、フランジ４７の、上記半径方向での内側部分をフランジ４７から取り除くとよい。一対のユニット支持部材４６を対向させて設置し、検出器ユニット２の両端部をそれらのユニット支持部材４６で保持してもよい。本実施例は、ベッド１４上の被検者から放出されたγ線は、図８の下方から上方
（矢印３２の方向、すなわち、カメラ１１の半径方向）に進行する。本実施例では、検出器２１は、カメラ１１の周方向に１６個配置される構造としたが、それに限定されない。結合基板２０は、検出器基板２０Ａ及びＡＳＩＣ基板２０Ｂが筐体３０の周方向を向いて配置され、その周方向において並列に配置する構成としても良い。複数の電源配線および複数の信号線は基板本体２０ａ内で多層構造となっている。各検出器２１に接続される電源配線及び信号線はコネクタＣ１に接続される。
【００２３】
検出器２１は、図８（ｃ）に示すように、薄板状の半導体単結晶によって構成される検出素子２１１を並列配置した構造となっている。検出素子２１１にはＣｄＴｅ（テルル化カドミウム）が用いられる。また、検出素子２１１は、ＴｌＢｒ（臭化タリウム）及び
ＧａＡｓ（ガリウム砒素）等を用いてもよい。検出器２１は、検出素子２１１の対向する二面にそれぞれアノード電極Ａ及びカソード電極Ｃを備える。検出器２１の各検出素子
２１１及び各電極は、基板本体２０ａに対して垂直に配置される。
【００２４】
図９に示すように、１個の検出器２１ａと１個の検出器２１ｂは、対となって配置され、一つのアナログ信号処理回路３３にそれぞれ接続される。つまり、１個のアナログ信号処理回路３３は、対となる検出器２１ａ，２１ｂから出力されるγ線検出信号を入力して処理する。検出器基板２０Ａに含まれる全検出器２１の半数が検出器２１ａとなり残りの検出器２１が検出器２１ｂとなる。マイナスＨＶ電源４８は、各検出器２１ａの各カソード電極Ｃに接続され、プラスＨＶ電源４９は、各検出器２１ｂのアノード電極Ａに接続される。つまり、電圧調整装置６３は、対となる検出器２１ａ及び２１ｂに、極性の異なる電圧を別々に印加する。マイナスＨＶ電源４８に接続された各検出器２１ａは、カソード電極Ｃがバイアス電極となり、アノード電極Ａが信号取り出し電極となる。プラスＨＶ電源４９に接続された各検出器２１ｂは、カソード電極Ｃが信号取り出し電極となり、アノード電極Ａがバイアス電極となる。対となる検出器２１ａ，２１ｂに設けられたそれぞれの信号取り出し電極は、電気的に互いに接続され、１本の配線を介してコネクタＣ１に接続される。
【００２５】
ＡＳＩＣ基板２０Ｂは、図８（ａ）及び図８（ｂ）に示すように、基板本体２０ｂ，コンデンサ２２，抵抗２３，アナログＡＳＩＣ（アナログ集積回路）２４，アナログ／デジタル変換器（以下、ＡＤＣという）２５，デジタルＡＳＩＣ（デジタル集積回路）２６，コネクタＣ１，コネクタＣ２、及び基板本体２０ｂ内に設けられた電源配線（図示せず）及び信号線（図示せず）を備える。コンデンサ２２及び抵抗２３は、基板本体２０ｂの片面にそれぞれ３４個ずつ設けられている。つまり、１つの基板本体２０ｂに、全検出器
２１の半分の数のコンデンサ２２及び抵抗２３が設置されている。アナログＡＳＩＣ２４は、基板本体２０ｂのそれぞれの片面に２個ずつ配置されている。デジタルＡＳＩＣ２６は、基板本体２０ｂの片面に１個配置される。コンデンサ２２，抵抗２３，アナログ
ＡＳＩＣ２４，ＡＤＣ２５、及びデジタルＡＳＩＣ２６を電気的に接続するため、基板本体２０ｂ内には、基板本体２０ａと同様に複数の電源配線及び複数の信号線が設けられている。これらの配線は、基板本体２０ｂ内で積層構造となっている。コネクタＣ１は、各コンデンサ２２に接続される信号線にそれぞれ接続される。コネクタＣ１は、検出器基板２０Ａに含まれる電源配線及び信号線と、ＡＳＩＣ基板２０Ｂに含まれる電源配線及び信号線を電気的に接続する（詳細は図９参照）。検出器２１は、信号線により、コネクタＣ１，コンデンサ２２を介して、アナログＡＳＩＣ２４に接続される。コンデンサ２２、及びチャージアンプ２４ａは、１対の検出器２１ａ，２１ｂで共有される。コネクタＣ１とコンデンサ２２を接続する信号線に、他端が接地された抵抗２３が接続される。コネクタＣ２は、コネクタＣ３を介してＡＳＩＣ基板２０Ｂの各信号線とＦＰＧＡ３１を電気的に接続する。また、コネクタＣ１及びＣ２は、電源配線用のコネクタを含んでいる。
【００２６】
アナログＡＳＩＣ２４は、図９に示すように、複数のアナログ信号処理回路３３を備える。一対の検出器２１ａ，２１ｂに対して一つのアナログ信号処理回路３３が設けられる。対となる検出器２１ａ，２１ｂは、それぞれから出力される検出信号をアナログ信号処理回路３３に伝える配線を共有する。アナログ信号処理回路３３は、チャージアンプ（前置増幅器）２４ａ，バンドパスフィルタ２４ｂ，極性反転アンプ２４ｃ，２４ｇ，ピークホールド回路２４ｄ，２４ｅ，ファーストアンプ２４ｆ、及びタイミングピックオフ回路２４ｈ，２４ｉを有する。チャージアンプ２４ａは、信号線により、コンデンサ２２を介してコネクタＣ１に接続される。対となる検出器２１ａ，２１ｂは、それぞれから出力される検出信号をチャージアンプ２４ａに伝える配線を共有する。極性反転アンプ２４ｃ及び２４ｇは、入力されたγ線検出信号の極性を反転する。ピークホールド回路２４ｄ及び２４ｅは、入力されるγ線検出信号の極性がプラスの場合、γ線検出信号に基づいてγ線検出信号の最大値、つまり検出したγ線のエネルギーに比例したγ線検出信号の波高値を保持する。また、マイナスの極性を有するγ線検出信号が入力された場合、ピークホールド回路２４ｄ及び２４ｅは、γ線検出信号入力前の０Ｖを出力し続ける。タイミングピックオフ回路２４ｈ及び２４ｉは、入力されるγ線検出信号の極性がプラスの場合、γ線検出信号に基づいてタイミング信号を生成し、そのタイミング信号を時刻決定回路３５
（３５ｈ，３５ｉを含む）に出力する。マイナスの極性を有するγ線検出信号を入力したタイミングピックオフ回路２４ｈ及び２４ｉは、タイミング信号を生成しないため、時刻決定回路３５へタイミング信号を出力しない。タイミングピックオフ回路２４ｈに接続される時刻決定回路は時刻決定回路３５ｈであり、タイミングピックオフ回路２４ｉに接続される時刻決定回路は時刻決定回路３５ｉである。チャージアンプ２４ａは、一方でバンドパスフィルタ２４ｂに接続され、他方でファーストアンプ２４ｆに接続される。バンドパスフィルタ２４ｂは、一方で極性反転アンプ２４ｃを介してピークホールド回路２４ｄに接続され、他方で、ピークホールド回路２４ｅに接続される。ファーストアンプ２４ｆは、極性反転アンプ２４ｇを介してタイミングピックオフ回路２４ｈに接続され、また、タイミングピックオフ回路２４ｉに接続される。なお、バンドパスフィルタ２４ｂ，極性反転アンプ２４ｃ、及びピークホールド回路２４ｄ，２４ｅが低速信号処理系(スロー系)である。ファーストアンプ２４ｆ，タイミングピックオフ回路２４ｈ，２４ｉ及び極性反転アンプ２４ｇが高速信号処理系（ファースト系）である。
【００２７】
低速信号処理系は、スイッチ２７を介してＡＤＣ２５に接続される。ＡＤＣ２５が、デジタルＡＳＩＣ２６に接続される。高速信号処理系は、信号配線を介して、デジタル
ＡＳＩＣ２６に接続される。
【００２８】
デジタルＡＳＩＣ２６は、図９に示すように、パケットデータ生成装置３４、及びデータ転送装置（データ送信装置）３７を備える。パケットデータ生成装置３４は、複数の時刻決定回路（時刻情報生成装置）３５ｈ，３５ｉ、及びＡＤＣ制御回路(ＡＤＣ制御装置)３６を含んでいる。時刻決定回路３５ｈ，３５ｉは、一対の検出器２１ａ，２１ｂに対してそれぞれ１個設けられる。一枚の結合基板２０には、時刻決定回路３５ｈ，３５ｉがそれぞれ６４個備えられる。時刻決定回路３５ｈ，３５ｉが、ＡＤＣ制御装置３６を介して、データ転送装置３７に接続される。データ転送装置３７は、ＦＰＧＡ３１及びコネクタ３８を介してデータ処理装置１２に接続される。
【００２９】
次に、被検診者のＰＥＴ検査を行う際のＰＥＴ装置１の動作について説明する。
【００３０】
ＰＥＴ検査を行う前に、まず、あらかじめ注射によりＰＥＴ用薬剤を被検体である被検診者に投与する。被検診者に投与されたＰＥＴ用薬剤は、被検診者の悪性腫瘍（がんの患部）に集まる。ＰＥＴ用薬剤を投与された被検診者をベッド１４に寝かせる。ベッド１４に横たわる被検診者の体内からは、ＰＥＴ用薬剤に起因して発生した多数のγ線があらゆる方向に放出される。１つの陽電子の消滅によって発生する一対のγ線は、ほぼ反対方向に放出され、検出器２１で検出（γ線のエネルギーが吸収）される。
【００３１】
検出器２１ａでγ線を検出した場合について考える。
【００３２】
検出器２１ａに設けられる信号取り出し電極（アノード電極Ａ）は抵抗２３を介して接地され、バイアス電極（カソード電極Ｃ）はマイナスＨＶ電源４８に接続される。このため、検出器２１ａの半導体部材Ｓにはマイナスの電圧（例えば−５００Ｖの電圧）が印加される。検出器２１ａがγ線を検出すると、検出器２１ａの信号取り出し電極からマイナスの極性を有するγ線検出信号であるマイナスの電荷信号が出力される。マイナスの電荷信号は、コンデンサ２２を介してチャージアンプ２４ａに入力される。チャージアンプ
２４ａは、入力されたマイナスの電荷信号をプラスの電圧信号（以下、電圧信号（＋）という。）に変換する。チャージアンプ２４ａから出力される電圧信号（＋）は、バンドパスフィルタ２４ｂ及びファーストアンプ２４ｆに入力される。
【００３３】
バンドパスフィルタ２４ｂは、入力した電圧信号（＋）を増幅し、波形整形する。バンドパスフィルタ２４ｂから出力された電圧信号（＋）は、ピークホールド回路２４ｅ及び極性反転アンプ２４ｃに入力される。ピークホールド回路２４ｅは、その電圧信号（＋）に基づいて電圧信号（＋）の最大値、つまり検出したγ線のエネルギーに比例したγ線検出信号の波高値（アナログのデータ）を保持する。極性反転アンプ２４ｃは、電圧信号
（＋）をマイナスの電圧信号（以下、電圧信号（−）という。）に変換し、ピークホールド回路２４ｄに出力する。電圧信号（−）を入力したピークホールド回路２４ｄは、信号入力前の０Ｖを出力し続ける。
【００３４】
チャージアンプ２４ａから電圧信号（＋）を入力したファーストアンプ２４ｆは、電圧信号（＋）を増幅する。増幅された電圧信号（＋）は、タイミングピックオフ回路２４ｉ及び極性反転アンプ２４ｇに入力される。タイミングピックオフ回路２４ｉは、電圧信号（＋）に基づいてタイミング信号を生成し、このタイミング信号を時刻決定回路３５ｉに出力する。極性反転アンプ２４ｇは、電圧信号（＋）を電圧信号（−）に変換し、タイミングピックオフ回路２４ｈに出力する。電圧信号（−）を入力したタイミングピックオフ回路２４ｈは、タイミング信号を生成しないため、時刻決定回路３５ｈにタイミング信号を出力しない。タイミングピックオフ回路２４ｈ，２４ｉ、及び極性反転アンプ２４ｇを含めて信号処理装置という。信号処理装置は、入力した電圧信号の極性の違いに基づいて、これらの電圧信号を分けして出力する機能を有する。つまり、信号処理装置は、γ線検出信号である電圧信号を入力すると、対となる検出器２１ａ及び検出器２１ｂのうち放射線を検出した検出器を識別してタイミング信号を生成し、そのタイミング信号を時刻決定回路３５ｉ又は時刻決定回路３５ｈのいずれか一方に出力する。
【００３５】
時刻決定回路３５ｉは、図示されていない５００ＭＨｚのクロック発生装置（水晶発信器）からのクロック信号を入力している。時刻決定回路３５ｉは、タイミング信号を入力した時のクロック信号に基づいてγ線の検出時刻（時刻情報）を決定する。ＰＥＴ装置１における検出時刻の決定は、ＬＥＴ（Leading Edge Trigger）方式またはＣＦＤ
(Constant Fraction Discriminator) 方式で行われる。時刻決定回路３５ｉは、時刻情報をＡＤＣ制御装置３６へ出力する。ＡＤＣ制御装置３６は、時刻決定回路３５ｉから時刻情報を入力すると、γ線を検出した検出器２１ａを特定する検出器ＩＤを認識する。すなわち、ＡＤＣ制御装置３６は、時刻決定回路３５ｉに対応する検出器ＩＤを記憶しているため、γ線を検出した検出器２１ａを特定できる。これは、時刻決定回路３５ｉが検出器２１ａに対応する数だけ設けられているため可能となる。時刻決定回路３５ｉから時刻情報が入力されると、ＡＤＣ制御装置３６は該当する検出器ＩＤ（この場合、検出器２１ａに該当する検出器ＩＤ）を特定する。ＡＤＣ２５とＡＤＣ制御装置３６は、ＡＤＣ制御信号伝送用の１本の配線、及び波高値情報伝送用の１本の信号線で接続される。また、ADC制御装置３６とスイッチ２７は、制御信号伝送用の１組の配線で接続される。ＡＤＣ制御装置３６は、切替制御信号をスイッチ２７に出力し、スイッチ２７の可動端子が、いずれかのアナログ信号処理回路３３に接続されるように、スイッチ２７を制御する。具体的には、ＡＤＣ制御装置３６は、特定した検出器ＩＤに基づいて、スイッチ２７に切替制御信号を出力し、スイッチ２７の可動端子を、特定した検出器ＩＤに対応するアナログ信号処理回路３３に接続するように、スイッチを制御する。スイッチ２７の切り替えが終了すると、ＡＤＣ制御装置３６はＡＤＣ２５にデータ取得指令を出力する。ＡＤＣ２５は、その取得指令に基づいて該当するアナログ信号処理回路３３のピークムホールド回路２４ｅから入力したアナログの波高値信号をデジタルの波高値情報に変換して出力する。この波高値情報は、ＡＤＣ制御回路３６に入力される。ＡＤＣ制御回路３６は、時刻情報及び検出器ＩＤに波高値情報を付加してパケット情報を生成する。ＡＤＣ制御回路３６は、ＡＤＣ２５を制御するＡＤＣ制御装置としての機能、検出器ＩＤ情報（検出器位置情報）を特定する検出器認識装置としての機能、スイッチ２７の切り替えを制御するスイッチ制御装置としての機能、及び検出器ＩＤ情報，時刻情報、及び波高値情報を統合する情報統合装置としての機能を有する。情報統合装置はそれらの３つの情報を含むデジタル情報である統合情報（パケット情報）を出力する。ＡＤＣ制御回路３６から出力されたパケット情報データは、データ転送装置３７に出力される。
【００３６】
検出器２１ｂでγ線を検出した場合について考える。
【００３７】
検出器２１ｂの信号取り出し電極（カソード電極Ｃ）は抵抗２３を介して接地され、バイアス電極（アノード電極Ａ）はプラスＨＶ電源４９に接続される。このため、検出器
２１ｂの半導体部材Ｓにはプラスの電圧（例えば＋５００Ｖの電圧）が印加される。検出器２１ｂがγ線を検出すると、その信号取り出し電極からプラスの極性を有するγ線検出信号であるプラス電荷信号が出力される。検出器２１ｂから出力されるプラスの電荷信号は、コンデンサ２２を介してチャージアンプ２４ａに入力され、ここで電圧信号（−）に変換される。ピークホールド回路２４ｅは、バンドパスフィルタ２４ｂから電圧信号(−)を入力するため、０Ｖを出力する。ピークホールド回路２４ｄは、その電圧信号（−）が極性反転アンプ２４ｃで電圧信号（＋）に反転されるため、波高値を保持する。タイミングピックアップ回路２４ｉは、電圧信号（−）を入力するため、タイミング信号を生成しない。タイミングピックアップ回路２４ｈは、電圧信号（−）が極性反転アンプ２４ｇで電圧信号（＋）に反転されるため、タイミング信号を生成する。時刻決定回路３５ｈは、入力したタイミング信号に基づいて時刻情報を生成する。ＡＤＣ制御装置３６は、時刻決定回路３５ｈから入力した時刻情報に基づいて、γ線を検出した検出器２１ｂを特定する検出器ＩＤを特定する。ＡＤＣ制御装置３６は、スイッチ２７を介してピークホールド回路２４ｅから波高値情報を受け取ると、時刻情報及び検出器ＩＤに波高値情報を付加してパケット情報を生成し、そのパケット情報をデータ転送装置３７に出力する。
【００３８】
データ転送装置３７は、各ＡＤＣ制御回路３６から出力されたそれぞれのパケット情報を、例えば定期的に、検出器ユニット２に設けられているＦＰＧＡ３１に送信する。
ＦＰＧＡ３１は、それらのデジタル情報をコネクタ３８に接続された情報伝送用配線を介してデータ処理装置１２に送信する。
【００３９】
データ処理装置１２に入力されたパケット情報は、まず同時計数回路１２Ａに入力される。同時計測装置１２Ａは、パケット情報、特に検出時刻情報及び検出器ＩＤ情報に基づいて同時計測処理を行い、５１１ＫｅＶの一対のγ線の検出位置を特定し、データ処理装置１２の記憶装置に記憶する。同時計数処理は、設定時間の時間窓で５１１ＫｅＶのγ線を２個検出したときは、これらのγ線を、１つの陽電子の消滅により発生した一対のγ線とみなす処理である。同時計数装置１２Ａは、時間窓内で検出されたγ線検出信号が３つ以上ある（γ線を検出した検出器２１が３つ以上ある）場合に、それらのγ線検出信号の波高値情報等を用いて３つ以上ある検出器２１のうち最初にγ線が入射された２つの検出器２１を特定する。特定された一対の検出器２１が同時計測されて１つの計数値が生成される。断層像情報作成装置１２Ｂは、同時計測で得た計数値及び検出器２１の位置情報を用いて、放射性薬剤の集積位置、すなわち悪性腫瘍位置を含む機能画像を作成して、表示装置１３に表示する。
【００４０】
本実施例によれば、以下に示す効果を得ることができる。
（１）本実施例は、対になる検出器２１ａ，２１ｂがそれぞれ極性の異なるγ線検出信号を出力し、それらの検出器から出力された各γ線検出信号を処理する１つのアナログ信号処理回路(信号処理装置)３３が、それらの極性の違いに基づいて対となった検出器２１ａ，２１ｂのうちで、γ線を検出した検出器を確実に識別できる。γ線検出信号の極性の違いを利用したその識別は、立ち上がり時間が異なる電子に起因するγ線検出信号及び正孔に起因するγ線検出信号のそれぞれによっても確実に行える。そのため、対となった検出器２１ａ，２１ｂのうちγ線を検出した検出器を確実に識別できることは、位置分解能を向上させる。これは、空間分解能の向上につながり、さらに精度の高い機能画像を作成することができる。
（２）本実施例は、上述した検出器２１ａ，２１ｂから出力されたγ線検出信号の極性の違いに基づいて、γ線を検出した検出器２１が検出器２１ａ，２１ｂのどちらであるかを識別しているため、検出器２１内で散乱されたγ線に起因するγ線検出信号を機能画像の作成に利用する場合であっても、正確に検出器を判別することが可能となる。散乱されたγ線に起因するγ線検出信号は、波高値が低く、ホトピーク付近のエネルギーのγ線に起因したγ線検出信号と比較して立ち上がり時間が長くなるため、検出器に対して同極性の異なるバイアス電圧を印加し、検出信号の立ち上がり時間の違いによって検出器を識別する従来の方法では、散乱されたγ線を有効なデータとして利用することが困難であった。本実施例によれば、散乱されたγ線（低いエネルギーのγ線）も有効なデータとして利用できるため、実効的な検出感度向上につながり、検査時間を短縮できる。また、空間分解能が向上する。
（３）本実施例は、対となる検出器２１ａ，２１ｂは、それぞれ信号取り出し電極から出力されたγ線検出信号を伝送する信号線を共有化しているため、基板本体２０ａ，２０ｂ内に設ける信号線の数を半分に減らすことができる。それぞれの基板本体は、電源配線層，アース層、及び信号線層等の複数の層で構成される。信号線の数が減ると各基板本体内の積層数を減らすことができ、各基板本体の厚さを薄くできる。つまり、ベッド１４の長手方向における検出器２１相互間の間隔を狭くできる。これにより、検出器２１の稠密配置が可能となる。従って、ＰＥＴ装置１としても実効的な検出感度が向上すると共に空間分解能も向上する。
（４）本実施例は、信号線の本数を低減できるため、複数の信号線が接続される共通のコネクタＣ１のピン数を減らすことができ、信号線間容量を大幅に低減できる。このため、検出器２１の浮遊容量を低減できる。浮遊容量の低減は、アナログＡＳＩＣ２４の増幅信号のノイズを減少させ、波高値の揺らぎを減少させる。このため、エネルギー分解能が向上する。また、アナログＡＳＩＣ２４内のファースト系信号の揺らぎも減少するため、タイミングピックオフの揺らぎが減少し、時間分解能が向上する。エネルギー分解能の向上により体内散乱線の除去能力が上がり、画質の向上や定量性が向上する。また、時間分解能の向上により、同時計測の時間窓（同時と判定する時間差）を小さく出来るの偶発的に同時と判断されたランダム事象を低減可能となり、画質の向上や定量性の向上をもたらす。
（５）本実施例では、γ線検出信号を伝送する信号線を共有しているため、ＡＳＩＣ基板２０に設けられるコンデンサ２２及び抵抗２３も、対となる二つの検出器２１ａ，２１ｂで共有化できる。これにより、コンデンサ２２、及び抵抗２３の数を減らすことができ、検出器２１とアナログＡＳＩＣ２４の距離が短くなり、信号線長を短くすることができる。信号線長が短くなれば浮遊容量が低減され、上記（２）と同様に画質及び定量性の更なる向上が図れる。
（６）本実施例では、対となる検出器から出力される検出信号は、共通の信号線を介してアナログＡＳＩＣ２４に入力される。つまり、対となる検出器でアナログＡＳＩＣ２４のＩＯピンを共有することができるため、アナログＡＳＩＣ２４のＩＯピン数を低減する事ができる。または、ＩＯピン数を増やさずに処理するチャンネル数を増大できる。
（７）本実施例では、対となる検出器２１ａ，２１ｂから出力される各γ線検出信号を１つのアナログ信号処理回路３３で処理できる。このため結合基板２０に含まれるアナログ信号処理回路３３の個数を低減でき、アナログＡＳＩＣ２４の個数を低減できる。換言すれば、１つのアナログＡＳＩＣ２４で処理できるチャンネル数が増大する。
（８）上記効果（６）及び（７）のように、処理するチャンネル数を増大されると、一つのアナログＡＳＩＣ２４で処理できる検出器２１の個数を増やすことができる。つまり、アナログＡＳＩＣ２４の個数を減らさない場合、より小さな検出器２１を用いることが可能となり、位置分解能が向上する。特に、筐体３０の周方向に配置する検出器２１を小型化できると、周方向における位置分解能が向上し、機能画像の画質が更に向上する。
（９）本実施例では、対となる検出器２１ａ，２１ｂでコンデンサ２２，チャージアンプ２４ａ，バンドパスフィルタ２４ｂ、及びファーストアンプ２４ｆ等の回路素子を共有化している。このため、結合基板２０内の回路素子の数を減らすことができ、発熱量を低減することができる。特に、チャージアンプ２４ａの発熱量は大きいため、チャージアンプ２４ａの個数低減による発熱量の低減効果は非常に大きい。また、検出器を用いた核医学診断装置の消費電力に占めるアナログＡＳＩＣ２４の発熱量は大きく、アナログＡＳＩＣ２４の発熱量の低減はＰＥＴ装置１の消費電力の低減に大きく貢献する。発熱量が低減できればＰＥＴ装置１の冷却装置も簡素化できる。
（１０）本実施例は、１つのアナログＡＳＩＣ２４に対して１つのＡＤＣ２５を設け、アナログＡＳＩＣ２４とＡＳＣ２５との間にスイッチ２７を設けている。そのため、１つのアナログＡＳＩＣ２４に対して１つずつＡＤＣ２５を設ける必要がなく、ＡＳＩＣ基板20Ｂの回路構成を著しく単純化できる。統合情報を生成する情報統合装置も、１つのアナログＡＳＩＣ２４に対して１つ設ければよく、デジタルＡＳＩＣ２６の回路構成が単純化できる。また、検出器ＩＤを特定するＡＤＣ制御装置も１つのアナログＡＳＩＣ２４に対して１つでよく、デジタルＡＳＩＣ２６の回路構成が単純化できる。
（１１）本実施例は、対となる検出器２１ａ，２１ｂのうち一方の検出器に＋５００Ｖのバイアス電圧を印加し、他方の検出器に−５００Ｖのバイアス電圧を印加している。そのため、アース部分と＋５００Ｖを印加する電源配線の間、及びアース部分と−５００Ｖを印加する電源配線との間の電圧差が小さいため、その耐電圧構造を簡素化できる。アース部分は、基板本体内に設けられたアナログアース，デジタルアース及び筐体等である。
（１２）本実施例は、検出器と同じ個数のタイミングピックオフ回路を設け、タイミングピックオフ回路２４ｈが時刻決定回路３５ｈに接続され、タイミングピックオフ回路24ｉが時刻決定回路３５ｉに接続される。このような構成を有すため、対となる検出器２１ａ及び検出器２１ｂを電気的に接続し、それぞれから出力されるγ線検出信号を信号処理装置に伝える配線を共有した場合であっても、時刻決定回路３５ｈ、及び時刻決定回路35ｉは、対となる検出器２１ａ及び２１ｂがγ線を検出した時刻情報をそれぞれ決定することができる。
（１３）本実施例は、検出器と同じ個数のタイミングピックオフ回路を設け、タイミングピックオフ回路２４ｈに接続される時刻決定回路３５ｈ、及びタイミングピックオフ回路２４ｉに接続される時刻決定回路３５ｉがＡＤＣ制御装置３６に接続されるため、ＡＤＣ制御装置３６は、γ線を検出した検出器を特定することができる。
（１４）本実施例は、対となる検出器２１ａ及び２１ｂからそれぞれ出力されるγ線検出信号を入力して波高値を測定する波高値測定手段として、γ線検出信号の極性を反転させる極性反転アンプ２４ｃ，極性反転アンプ２４に接続されるピークホールド回路２４ｄ、及び入力されたγ線検出信号で波高値を測定するピークホールド回路２４ｅを備えている。このような構成を備えるため、対となる検出器２１ａ及び検出器２１ｂを電気的に接続して、それぞれから出力されるγ線検出信号を波高値測定手段に伝える配線を共有した場合であっても、ピークホールド回路２４ｄ及びピークホールド回路２４ｅは、それぞれのγ線検出信号の波高値を測定することができる。
【００４１】
本実施例では、筐体３０が遮光性を有する構成としたが、筐体３０以外の手段によって遮光性が確保される場合は、筐体３０は遮光性を有する必要はない。この場合、遮光用の面材（パネル）等は不用となり、筐体３０は、検出器２１を着脱自在に保持する枠(枠体)として機能する。
【００４２】
本実施例は、検出器基板２０ＡとＡＳＩＣ基板２０Ｂが別々になっているため、例えば、アナログＡＳＩＣ及びでデジタルＡＳＩＣをＢＧＡ(Ball Grid Allay) を介して基板本体２０ｂにリフローでハンダ付けする際に、基板本体２０ｂだけをハンダ付け処理でき、検出器２１を高温に晒す必要がなく好ましい。また、検出器基板２０ＡとＡＳＩＣ基板
２０Ｂとを一体化して一つの基板として、コネクタＣ１を用いないようにすることもできる。
【００４３】
本実施例では、検出器ユニット２は、筐体３０の内部に、検出器基板２０Ａ及びASIC基板２０Ｂを収容している（図６）。しかし、検出器ユニットは、図１０に示すように構成してもよい。図１０に示す検出器ユニット２Ａは、検出器ユニット２において筺体３０を筺体３０ｂに変更した構成を有する。検出器ユニット２Ａは、ＡＳＩＣ基板２０Ｂが筺体３０ｂ内に収納されているが、検出器基板２０Ａが筺体３０ｂの外部に位置する。全ての検出器２１が筺体３０ｂの外部に配置される。検出器ユニット２Ａの他の構成は検出器ユニット２と同じである。
【００４４】
実施例１では、マイナスＨＶ電源４８に接続される各検出器２１ａ、及びプラスＨＶ電源４９に接続される各検出器２１ｂを同一の検出器基板２０Ａ上に実装したが、それぞれ別の検出器基板に実装してもよい。この場合、検出器２１ａを実装する検出器基板20Ａａ及び検出器２１ｂを実装する検出器基板２０Ａｂを設け、検出器基板２０Ａａの基板本体内にマイナス電圧を印加する電源配線（以下、電源配線（−）という。）、検出器基板
２０Ａｂの基板本体内にプラスの電圧を印加する電源配線（以下、電源配線（＋）という。）を設ける。検出器基板２０Ａａ及び検出器基板２０Ａｂは、コネクタを介して同一のＡＳＩＣ基板２０Ｂに接続される。対となる検出器２１ａ及び検出器２１ｂは、ＡＳＩＣ基板２０Ｂ内の基板信号線で電気的に接続されると共に、一つのアナログ信号処理回路
３３に接続される。一つの検出器基板の基板本体内に、電源配線(−)の配線層及び電源配線（＋）の配線層の二つの配線層を設ける必要がなくなるため、実施例１で必要であった絶縁のための配線層間距離が不要となる。また、二つの電源配線層間の絶縁構造も不要となる。これにより、検出器基板の基板本体の厚みが薄くなり、検出器の緻密実装が可能となるため、実効的なγ線の検出感度が向上し検査時間が短縮される。検出器基板２０Ａａ、及び検出器基板２０Ａｂからの検出信号は、コネクタを介してＡＳＩＣ基板２０Ｂに伝送したが、マザーボード方式を採用してもよい。
【実施例２】
【００４５】
以下に、本発明の他の実施例であるＰＥＴ装置について図１１を用いて説明する。本実施例のＰＥＴ装置１Ａは、実施例１のＰＥＴ装置１において、電圧調整装置６３を、第１プラス高電圧電源装置（第１ＨＶ電源）５２，第２プラス高電圧電源装置(第２ＨＶ電源)５３、及びＡＳＩＣ電圧供給電源装置を備える電源装置６３Ａ（図示せず）に替えた構成を有する。第１ＨＶ電源５２が各検出器２１ｂのアノード電極Ａに接続され、第２ＨＶ電源５３が抵抗２３に接続される。他の構成は、実施例１と同様であるため説明を省略する。
【００４６】
対となる検出器２１ａ及び検出器２１ｂに印加するバイアス電圧について説明する。検出器２１ａのカソード電極Ｃは、接地（アース）される。検出器２１ｂのアノード電極Ａは、第１ＨＶ電源５２から第１バイアス電圧（例えば、＋１０００Ｖ）が印加される。検出器２１ａのアノード電極Ａ及び検出器２１ｂのカソード電極Ｃは、信号線を介して抵抗２３に接続され、第２ＨＶ電源５３から第１バイアス電圧(例えば、＋５００Ｖ)が印加される。検出器２１ａのアノード電極Ａ及び検出器２１ｂのカソード電極Ｃが信号取り出し電極となる。信号取り出し電極を基準として、検出器２１ａの半導体部材Ｓには−５００Ｖの電圧が印加され、検出器２１ｂの半導体部材Ｓには＋５００Ｖの電圧が印加される。そのため、本実施例の対となる検出器２１ａ及び検出器２１ｂは、それぞれ極性の異なる検出信号を出力する。
【００４７】
本実施例も実施例１で生じた効果（１）〜（１０），（１２）〜（１４）を得ることができる。
【００４８】
以上、実施例１及び実施例２により、本発明の具体的な例を示したが、本発明はそれらの実施例に限定されず、本発明の趣旨を逸脱しない範囲で適宜変更が可能である。本発明は、ＳＰＥＣＴ装置に適応することもできる。
【図面の簡単な説明】
【００４９】
【図１】半導体部材から出力される電荷信号の時間変化を示す模式図である。
【図２】半導体部材から出力される電荷信号の時間変化を示す模式図である。
【図３】本発明の好適な一実施例であるＰＥＴ装置の構成を示す斜視図である。
【図４】図３に示すＰＥＴ装置のカメラの、ベッドの長手方向に直交する方向における断面構造を模式的に示した図である。
【図５】図３に示すカメラの検出器ユニットの取付け状態を示した図である。
【図６】図５のVI−VI断面図である。
【図７】図４に示す検出器ユニットの構造の透視斜視図である。
【図８】本発明の好適な一実施例であるＰＥＴ装置の結合基板の構成を示し、（ａ）は結合基板の正面図、（ｂ）は結合基板の側面図、（ｃ）は結合基板に含まれた半導体放射線検出器の斜視図である。
【図９】図８に示すデジタルＡＳＩＣ及びアナログＡＳＩＣの詳細構成、及び図７に示す電圧調整装置の詳細構成を示す図である。
【図１０】検出器ユニットの他の構成の透視斜視図である。
【図１１】本発明の他の実施例であるＰＥＴ装置に用いられる検出器ユニットの構成図である。
【符号の説明】
【００５０】
１，１Ａ…ＰＥＴ装置（陽電子放出断層撮影装置）、２…検出器ユニット、２０…結合基板、２０Ａ…検出器基板、２０Ｂ…ＡＳＩＣ基板、２１，２１ａ，２１ｂ…検出器（半導体放射線検出器）、２４…アナログＡＳＩＣ（アナログ集積回路）、２４ａ…チャージアンプ、２４ｃ，２４ｇ…極性反転アンプ、２４ｈ，２４ｉ…タイミングピックオフ回路、２６…デジタルＡＳＩＣ（デジタル集積回路）、３５ｈ，３５ｉ…時刻決定回路（時刻情報生成装置）、３６…ＡＤＣ制御装置、４６…ユニット支持部材、６３…電圧調整装置。
【特許請求の範囲】
【請求項１】
放射線を検出して検出信号を出力する複数の第１半導体放射線検出器と、
前記第１半導体放射線検出器と極性の異なる検出信号を出力する複数の第２半導体放射線検出器と、
対となる前記第１半導体放射線検出器及び前記第２半導体放射線検出器にそれぞれ接続され、前記検出信号の極性の違いに基づいて、それらの半導体放射線検出器のうち放射線を検出した前記半導体放射線検出器を識別する信号処理装置を備えることを特徴とする核医学診断装置。
【請求項２】
放射線を検出して負の検出信号を出力する複数の第１半導体放射線検出器と、
放射線を検出して正の検出信号を出力する複数の第２半導体放射線検出器と、
対となる前記第１半導体放射線検出器及び前記第２半導体放射線検出器にそれぞれ接続され、検出信号の極性の違いに基づいて、それらの半導体放射線検出器のうち放射線を検出した前記半導体放射線検出器を識別する信号処理装置を備えることを特徴とする核医学診断装置。
【請求項３】
対となる前記第１半導体放射線検出器及び前記第２半導体放射線検出器からのそれぞれの前記検出信号を入力する一つの増幅器と、
前記増幅器から出力されるそれぞれの前記検出信号を入力する前記信号処理装置とを備えた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。
【請求項４】
対となる前記第１半導体放射線検出器及び前記第２半導体放射線検出器は、それぞれから出力される前記検出信号を前記信号処理装置に伝える配線を共有していることを特徴とする請求項１ないし請求項３のいずれか１項に記載の核医学診断装置。
【請求項５】
前記信号処理装置は、
前記配線に接続され、前記第１半導体放射線検出器から入力される前記検出信号に基づいてタイミング信号を生成し、そのタイミング信号を出力する第１タイミング信号生成装置と、
前記配線に接続され、対となる前記第１半導体放射線検出器及び前記第２半導体放射線検出器から入力される前記検出信号の極性を反転する手段と、
前記極性反転手段に接続され、極性が反転された前記第２半導体放射線検出器の検出信号に基づいて、タイミング信号を生成し、そのタイミング信号を出力する第２タイミング信号生成装置を備えることを特徴とする請求項１ないし請求項４のいずれか１項に記載の核医学診断装置。
【請求項６】
前記第１タイミング信号生成装置及び第２タイミング信号生成装置のうちいずれのタイミング信号生成装置が前記タイミング信号を出力したかに基づいて、対となる前記半導体放射線検出器のうち放射線を検出した前記半導体放射線検出器の位置情報を特定する検出器認識手段とを備えることを特徴とする請求項５に記載の核医学診断装置。
【請求項７】
前記第１半導体放射線検出器に正の第１バイアス電圧を印加し、
前記第２半導体放射線検出器に負の第２バイアス電圧を印加する電源装置を備えることを特徴とする請求項１ないし請求項６のいずれか１項に記載の核医学診断装置。
【請求項８】
対となる前記第１半導体放射線検出器及び前記第２半導体放射線検出器は、信号取り出し電極を共有していることを特徴とする請求項１ないし請求項７のいずれか１項に記載の核医学診断装置。
【請求項９】
対となる前記第１半導体放射線検出器及び前記第２半導体放射線検出器に接続され、前記第１半導体放射線検出器及び前記第２半導体放射線検出器からの前記検出信号に対する波高値信号を出力する波高値信号出力手段を備えることを特徴とする請求項１ないし８のいずれか１項に記載の核医学診断装置。
【請求項１０】
前記波高値信号出力手段は、
入力された前記検出信号の極性を反転する他の極性反転手段と、
前記他の極性反転手段で極性が反転された前記第2放射線検出器の検出信号に対する波高値を保持する第１ピークホールド装置と、
入力された前記第１半導体放射線検出器から出力される前記検出信号に対する波高値を保持する第２ピークホールド装置を備えることを特徴とする請求項９に記載の核医学診断装置。
【請求項１１】
放射線を検出して検出信号を出力する複数の第１半導体放射線検出器と、
前記第１半導体放射線検出器と極性の異なる検出信号を出力する第２半導体放射線検出器とを備える核医学診診断装置における検出器識別方法であって、
対となる第１半導体放射線検出器及び第２半導体放射線検出器からそれぞれ出力される前記検出信号の極性の違いに基づいて、それらの半導体放射線検出器のうち放射線を検出した前記半導体放射線検出器を識別することを特徴とする検出器識別方法。
【請求項１２】
請求項１１に記載の検出器識別方法であって、
対となる前記第１半導体放射線検出器及び前記第２半導体放射線検出器からそれぞれ出力される前記検出信号を一つの増幅器に入力し、
前記増幅器から出力される前記検出信号の極性の違いに基づいて、それらの半導体放射線検出器のうち放射線検出器を検出した前記半導体放射線検出器を識別することを特徴とする検出器識別方法。
【請求項１３】
請求項１１に記載の検出器識別方法であって、
前記第１半導体放射線検出器から出力された前記検出信号に基づいて生成したタイミング信号を第１タイミング信号生成装置から出力し、
前記第１半導体放射線検出器及び前記第２半導体放射線検出器から出力された前記検出信号の極性を反転し、
極性を反転した第２放射線検出器からの前記検出信号に基づいて生成したタイミング信号を第２タイミング信号生成装置から出力し、
前記第１タイミング信号生成装置及び第２タイミング信号生成装置のうちいずれのタイミング信号生成装置が前記タイミング信号を出力したかに基づいて、対となる前記半導体放射線検出器のうち放射線を検出した前記半導体放射線検出器の位置情報を特定することを特徴とする検出器識別方法。
【請求項１】
放射線を検出して検出信号を出力する複数の第１半導体放射線検出器と、
前記第１半導体放射線検出器と極性の異なる検出信号を出力する複数の第２半導体放射線検出器と、
対となる前記第１半導体放射線検出器及び前記第２半導体放射線検出器にそれぞれ接続され、前記検出信号の極性の違いに基づいて、それらの半導体放射線検出器のうち放射線を検出した前記半導体放射線検出器を識別する信号処理装置を備えることを特徴とする核医学診断装置。
【請求項２】
放射線を検出して負の検出信号を出力する複数の第１半導体放射線検出器と、
放射線を検出して正の検出信号を出力する複数の第２半導体放射線検出器と、
対となる前記第１半導体放射線検出器及び前記第２半導体放射線検出器にそれぞれ接続され、検出信号の極性の違いに基づいて、それらの半導体放射線検出器のうち放射線を検出した前記半導体放射線検出器を識別する信号処理装置を備えることを特徴とする核医学診断装置。
【請求項３】
対となる前記第１半導体放射線検出器及び前記第２半導体放射線検出器からのそれぞれの前記検出信号を入力する一つの増幅器と、
前記増幅器から出力されるそれぞれの前記検出信号を入力する前記信号処理装置とを備えた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。
【請求項４】
対となる前記第１半導体放射線検出器及び前記第２半導体放射線検出器は、それぞれから出力される前記検出信号を前記信号処理装置に伝える配線を共有していることを特徴とする請求項１ないし請求項３のいずれか１項に記載の核医学診断装置。
【請求項５】
前記信号処理装置は、
前記配線に接続され、前記第１半導体放射線検出器から入力される前記検出信号に基づいてタイミング信号を生成し、そのタイミング信号を出力する第１タイミング信号生成装置と、
前記配線に接続され、対となる前記第１半導体放射線検出器及び前記第２半導体放射線検出器から入力される前記検出信号の極性を反転する手段と、
前記極性反転手段に接続され、極性が反転された前記第２半導体放射線検出器の検出信号に基づいて、タイミング信号を生成し、そのタイミング信号を出力する第２タイミング信号生成装置を備えることを特徴とする請求項１ないし請求項４のいずれか１項に記載の核医学診断装置。
【請求項６】
前記第１タイミング信号生成装置及び第２タイミング信号生成装置のうちいずれのタイミング信号生成装置が前記タイミング信号を出力したかに基づいて、対となる前記半導体放射線検出器のうち放射線を検出した前記半導体放射線検出器の位置情報を特定する検出器認識手段とを備えることを特徴とする請求項５に記載の核医学診断装置。
【請求項７】
前記第１半導体放射線検出器に正の第１バイアス電圧を印加し、
前記第２半導体放射線検出器に負の第２バイアス電圧を印加する電源装置を備えることを特徴とする請求項１ないし請求項６のいずれか１項に記載の核医学診断装置。
【請求項８】
対となる前記第１半導体放射線検出器及び前記第２半導体放射線検出器は、信号取り出し電極を共有していることを特徴とする請求項１ないし請求項７のいずれか１項に記載の核医学診断装置。
【請求項９】
対となる前記第１半導体放射線検出器及び前記第２半導体放射線検出器に接続され、前記第１半導体放射線検出器及び前記第２半導体放射線検出器からの前記検出信号に対する波高値信号を出力する波高値信号出力手段を備えることを特徴とする請求項１ないし８のいずれか１項に記載の核医学診断装置。
【請求項１０】
前記波高値信号出力手段は、
入力された前記検出信号の極性を反転する他の極性反転手段と、
前記他の極性反転手段で極性が反転された前記第2放射線検出器の検出信号に対する波高値を保持する第１ピークホールド装置と、
入力された前記第１半導体放射線検出器から出力される前記検出信号に対する波高値を保持する第２ピークホールド装置を備えることを特徴とする請求項９に記載の核医学診断装置。
【請求項１１】
放射線を検出して検出信号を出力する複数の第１半導体放射線検出器と、
前記第１半導体放射線検出器と極性の異なる検出信号を出力する第２半導体放射線検出器とを備える核医学診診断装置における検出器識別方法であって、
対となる第１半導体放射線検出器及び第２半導体放射線検出器からそれぞれ出力される前記検出信号の極性の違いに基づいて、それらの半導体放射線検出器のうち放射線を検出した前記半導体放射線検出器を識別することを特徴とする検出器識別方法。
【請求項１２】
請求項１１に記載の検出器識別方法であって、
対となる前記第１半導体放射線検出器及び前記第２半導体放射線検出器からそれぞれ出力される前記検出信号を一つの増幅器に入力し、
前記増幅器から出力される前記検出信号の極性の違いに基づいて、それらの半導体放射線検出器のうち放射線検出器を検出した前記半導体放射線検出器を識別することを特徴とする検出器識別方法。
【請求項１３】
請求項１１に記載の検出器識別方法であって、
前記第１半導体放射線検出器から出力された前記検出信号に基づいて生成したタイミング信号を第１タイミング信号生成装置から出力し、
前記第１半導体放射線検出器及び前記第２半導体放射線検出器から出力された前記検出信号の極性を反転し、
極性を反転した第２放射線検出器からの前記検出信号に基づいて生成したタイミング信号を第２タイミング信号生成装置から出力し、
前記第１タイミング信号生成装置及び第２タイミング信号生成装置のうちいずれのタイミング信号生成装置が前記タイミング信号を出力したかに基づいて、対となる前記半導体放射線検出器のうち放射線を検出した前記半導体放射線検出器の位置情報を特定することを特徴とする検出器識別方法。
【図１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【公開番号】特開２００７−９３４９７（Ｐ２００７−９３４９７Ａ）
【公開日】平成１９年４月１２日（２００７．４．１２）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２００５−２８５８３６（Ｐ２００５−２８５８３６）
【出願日】平成１７年９月３０日（２００５．９．３０）
【特許番号】特許第３８１８３１７号（Ｐ３８１８３１７）
【特許公報発行日】平成１８年９月６日（２００６．９．６）
【出願人】（０００００５１０８）株式会社日立製作所 (27,607)
【Ｆターム（参考）】
【公開日】平成１９年４月１２日（２００７．４．１２）
【国際特許分類】
【出願日】平成１７年９月３０日（２００５．９．３０）
【特許番号】特許第３８１８３１７号（Ｐ３８１８３１７）
【特許公報発行日】平成１８年９月６日（２００６．９．６）
【出願人】（０００００５１０８）株式会社日立製作所 (27,607)
【Ｆターム（参考）】
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