核医学診断装置
【課題】撮像中に異常な放射線検出器を判定し、放射線検出器からのノイズ信号による生成画像への悪影響をなくすことができる核医学診断装置を提供できる。
【解決手段】ＰＥＴ装置は、周方向に複数の検出器ユニットを備え、検出器ユニット内に複数のユニット基板を有し、前記ユニット基板が、γ線を入射する複数の検出器、および検出器のそれぞれが出力するγ線検出信号を処理するアナログＡＳＩＣ２４とデジタルＡＳＩＣ２６を含んでいる。アナログＡＳＩＣ２４は時定数の異なる２つのスロー系を有し、それぞれ波高値ＶＥ１，ＶＥ２を出力する。デジタルＡＳＩＣ２６のノイズ判定部３６ｅは、波高値ＶＥ１，ＶＥ２の相関関係から本来のγ線検出信号かノイズかを判定し、ノイズカウント部３６ｆでノイズ判定の計数を行い、検出器出力信号処理制御部３６ｇで前記計数にもとづき当該の検出器からの出力信号に対する信号処理を制御する。
【解決手段】ＰＥＴ装置は、周方向に複数の検出器ユニットを備え、検出器ユニット内に複数のユニット基板を有し、前記ユニット基板が、γ線を入射する複数の検出器、および検出器のそれぞれが出力するγ線検出信号を処理するアナログＡＳＩＣ２４とデジタルＡＳＩＣ２６を含んでいる。アナログＡＳＩＣ２４は時定数の異なる２つのスロー系を有し、それぞれ波高値ＶＥ１，ＶＥ２を出力する。デジタルＡＳＩＣ２６のノイズ判定部３６ｅは、波高値ＶＥ１，ＶＥ２の相関関係から本来のγ線検出信号かノイズかを判定し、ノイズカウント部３６ｆでノイズ判定の計数を行い、検出器出力信号処理制御部３６ｇで前記計数にもとづき当該の検出器からの出力信号に対する信号処理を制御する。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、核医学診断装置に係り、特に、放射線検出器を用いた核医学診断装置の一種である陽電子放出型断層撮影（Positron Emission Computed Tomography）装置（以下、ＰＥＴ装置と称する），単光子放出型断層撮影(Single Photon Emission Computed Tomo graphy）装置（以下、ＳＰＥＣＴ装置と称する）、被検体を透過させたγ線によるガンマカメラ撮影装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
従来、γ線等の放射線を検出する放射線検出器としては、ＮａＩシンチレータを用いたものが知られている。ＮａＩシンチレータを備えるガンマカメラ撮影装置において、放射線（γ線）は、多数枚のコリメータによって制限された角度でＮａＩシンチレータに入射し、ＮａＩの結晶と相互作用を起こしてシンチレーション光を発する。この光はライトガイドを挟み、光電子増倍管またはフォトダイオードに到達して電気信号となる。電気信号は、回路基板に取り付けられた計測回路で整形され出力コネクタから外部のデータ収集系へと送られる。なお、これらＮａＩシンチレータ，ライトガイド，光電子増倍管，計測回路，回路基板等は全体が遮光シールドケースに収納され、外部のγ線以外の電磁波を遮断している。
【０００３】
なお、ここでＮａＩシンチレータと、光電子増倍管またはフォトダイオードと、を組み合わせる場合は、その組み合わせを放射線検出器と定義する。
【０００４】
このようなＮａＩシンチレータと、光電子増倍管またはフォトダイオードと、を組み合わせた放射線検出器とは異なる原理で放射線を検出する放射線検出器として、ＣｄＴｅ（テルル化カドミウム），ＣｄＺｎＴｅ（テルル化亜鉛カドミウム），ＨｇＩ2（ヨウ化水銀），ＴｌＢｒ（臭化タリウム），ＧａＡｓ（ガリウム砒素）等の半導体材料を用いた半導体放射線検出素子を備えた半導体放射線検出器がある。この半導体放射線検出器は、半導体放射線検出素子が、γ線と半導体材料との相互作用で生じた電荷を電気信号に変換するため、シンチレータよりも電気信号への変換効率がよく、かつ小型化が可能であるので注目されている。
【０００５】
ところで、このような放射線検出器を多数用いて画像を生成する核医学診断装置では、それらから出力される本来の放射線検出信号に混じって、異常な放射線検出器、つまり、光電子増倍管やフォトダイオード、半導体放射線検出器からノイズ信号が出力された場合、画像生成の過程でノイズ信号まで処理をしてしまう問題があった。
【０００６】
そのため、特許文献１に記載された従来技術においては、異常な半導体放射線検出器を検出して、それからの出力信号を除外する方法として、被検体の体軸周囲を囲むように、かつ、径方向に複数層に半導体放射線検出器を配された複数の半導体放射線検出器を備えたＰＥＴ装置またはＳＰＥＣＴ装置において、径方向に複数層の半導体放射線検出器を透過するγ線に対して、各層の半導体放射線検出器が出力する信号間の比を用いて、あらかじめ決められた比から所定量以上ずれた場合に、どの層のどの半導体放射線検出器が異常であるか判定する方法が用いられている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００７】
【特許文献１】特開２００６−９８４１１号公報（段落［００３２］、［００３５］〜［００３９］）
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００８】
ところで、前記した特許文献１に記載された技術では、トランスミッション撮影または実際のＳＰＥＣＴ撮影，ＰＥＴ撮影，透過画像撮影をした後でしか、異常な放射線検出器の判定はできず、異常な放射線検出器からノイズ信号が出力されていても、信号処理装置はそのノイズ信号も含めて放射線検出信号として処理してしまい信号処理装置の信号処理負担が重くなる。また、径方向に複数層の半導体放射線検出器が配置されているときに、特定の位置の径方向の複数層の半導体放射線検出器が異常であると判定できるのであり、シンチレータを用いた径方向１層のみの放射線検出器配置の場合には適用できない。
【０００９】
その結果、撮影終了後のデータ処理において異常な放射線検出器の判定が終了するまで、ＳＰＥＣＴ画像，ＰＥＴ画像および透過画像の生成が開始できないという問題があった。
【００１０】
本発明は、以上の問題に鑑みてなされたものであり、複数層の放射線検出器を配置せずとも、また、撮像中に異常な放射線検出器を判定し、放射線検出器からのノイズ信号による生成画像への悪影響をなくすことができる核医学診断装置を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１１】
前記した目的を達成するため、本発明は、信号処理装置が、放射線検出器からの出力信号を本来の放射線検出信号かノイズかを判定する判定手段と、ノイズと判定された回数を放射線検出器ごとに計数する計数手段と、ノイズと判定された回数にもとづいてその放射線検出器を不良と判定し、不良と判定された放射線検出器からの出力信号を処理しないように制御する制御手段を有することを特徴とする。
【発明の効果】
【００１２】
本発明によれば、撮像中に異常な放射線検出器を判定し、放射線検出器からのノイズ信号による生成画像への悪影響をなくすことができる核医学診断装置を提供できる。
【図面の簡単な説明】
【００１３】
【図１】本発明の第１の実施の形態に係る核医学診断装置としてのＰＥＴ装置の構成を示す斜視図である。
【図２】図１のＰＥＴ装置のカメラの周方向の断面を模式的に示した図である。
【図３】（ａ）は検出器ユニットをカメラに装着する構成を示したカメラの一部破断斜視図であり、（ｂ）はカメラの中央部の検出器ユニット実装状態を示す断面図である。
【図４】半導体放射線検出器の構成を模式的に示す図である。
【図５】（ａ）は、図５の積層構造の半導体放射線検出器の構成要素を模式的に示した斜視図であり、（ｂ）は構成要素を組み合わせて積層構造とした斜視図である。
【図６】（ａ）は第１の実施の形態に係る半導体放射線検出器の、検出器基板とＡＳＩＣ基板とを結合した結合基板を示した正面図であり、（ｂ）は、同（ａ）の側面図である。
【図７】デジタルＡＳＩＣの概略構成、およびアナログＡＳＩＣとデジタルＡＳＩＣの接続関係を示したブロック図である。
【図８】アナログＡＳＩＣのアナログ信号処理回路を模式的に示したブロック図である。
【図９】デジタルＡＳＩＣの検出信号処理部などを模式的に示したブロック図である。
【図１０】結合基板を複数枚収納した検出器ユニットの構造を示す透視斜視図である。
【図１１】図１１の検出器ユニットを体軸方向に見た側面図である。
【図１２】γ線と相互作用をする検出器のアノードおよびカソード間の位置により、タイミング信号ＶＴの出力タイミングが異なることを説明するものであり、（ａ）は図４，図５の半導体放射線検出器を単層構造で模式的に表わしたタイミング信号ＶＴを出力する部分の回路の詳細図であり、（ｂ）は検出器の出力電流パルスＩＡの波形と、前置増幅器の出力電圧ＶＢの波形と、コンパレータの出力電圧ＶＴの波形との関係を示す図である。
【図１３】検出器が検出するγ線検出エネルギによって、タイミング信号ＶＴの出力タイミングが異なることを説明するものであり、（ａ）は検出器の検出エネルギと検出頻度を示すスペクトル図であり、（ｂ）は図４，図５の半導体放射線検出器を単層構造で模式的に表わしたタイミング信号ＶＴを出力する部分の回路の詳細図であり、（ｃ）は検出器の出力電流パルスＩＡの波形と、前置増幅器の出力電圧ＶＢの波形と、コンパレータの出力電圧ＶＴの波形との関係を示す図であり、特に、同一の電子寄与率ながら検出エネルギが異なる場合に、出力電流パルスＩＡの波形の立ち上がりが異なることを示す図である。
【図１４】図８の前置増幅器の出力信号ＶＢ、第１のスロー系の波形整形回路およびピークホールド回路それぞれの出力信号ＶＳ１およびＶＥ１、並びに第２のスロー系の波形整形回路およびピークホールド回路それぞれの出力信号ＶＳ２およびＶＥ２を示す図である。
【図１５】第１の実施の形態におけるノイズ判定部でγ線検出信号とノイズとの判別に用いる、第１のスロー系と第２のスロー系それぞれから出力される波高値ＶＥ１，ＶＥ２の相関関係である。
【図１６】第１の実施の形態における検出時刻補正部で検出時刻の補正のために用いる第１のスロー系と第２のスロー系それぞれから出力される波高値ＶＥ１，ＶＥ２にもとづく補正値テーブルである。
【図１７】本発明の第２の実施の形態に係る核医学診断装置としてのＳＰＥＣＴ装置の構成を示す斜視図である。
【図１８】図１７のＳＰＥＣＴ装置におけるデジタルＡＳＩＣの概略構成、およびアナログＡＳＩＣとデジタルＡＳＩＣの接続関係を示したブロック図である。
【図１９】図１７のＳＰＥＣＴ装置におけるアナログＡＳＩＣの回路構成を模式的に示したブロック図である。
【図２０】図１７のＳＰＥＣＴ装置におけるデジタルＡＳＩＣの回路構成を模式的に示したブロック図である。
【図２１】γ線検出器として、シンチレータと、光電子増倍管またはフォトダイオードとの組み合わせを用いた場合の、ノイズ判定部でγ線検出信号とノイズとの判別に用いる、第１のスロー系と第２のスロー系それぞれから出力される波高値ＶＥ１，ＶＥ２の相関関係である。
【発明を実施するための形態】
【００１４】
《第１の実施の形態》
次に、本発明の好適な一実施の形態である核医学診断装置について、適宜図面を参照しながら説明する。
【００１５】
以下において、本実施の形態の核医学診断装置，アナログＡＳＩＣ等といった各素子の基板上への配置（レイアウト），基板のユニット化等の本実施の形態に適用される要素の説明，ノイズの判定方法，不良と判定された放射線検出器に対する制御方法の説明を行う。
【００１６】
なお、アナログＡＳＩＣは、アナログ信号を処理する、特定用途向けＩＣであるＡＳＩＣ（Application Specific Integrated Circuit）を意味し、ＬＳＩ（Large Scale Integrated Circuit）の一種である。
【００１７】
（核医学診断装置）
まず、最初に、本実施の形態の核医学診断装置を説明する。
【００１８】
図１に示すように、核医学診断装置としてのＰＥＴ装置１は、カメラ（撮像装置）１１，データ処理装置１２，操作コンソール１３等を含んで構成されている。被検体Ｐ（図２参照）は、ベッド１４に載せられてカメラ１１で撮影されるようになっている。
【００１９】
操作コンソール１３は、ＰＥＴ装置１の断層画像やＰＥＴ装置１の状態チェック結果等を表示する表示装置１３ａ，キーボードやマウス等の入力操作部（入力手段）１３ｂを有している。
【００２０】
図２に示すように、カメラ１１の内部には、被検体Ｐから放出されるγ線（放射線）を検出するため、半導体放射線検出器（放射線検出器、以下、単に検出器と称する）２１（図４，図５参照）を多数備えた結合基板（ユニット基板）２０（詳細は図６参照）を複数収納した検出器ユニット２が、円周方向に多数配置されており、被検体Ｐの体内から放出されるγ線を検出器２１で検出する。
【００２１】
検出器ユニット２は、γ線の検出エネルギ、検出時刻を計測するための集積回路（ＡＳＩＣ）を前記結合基板２０上に有しており、検出したγ線の検出エネルギや検出時刻を測定したり、γ線を検出した検出器２１のアドレスを検知したり、検出したγ線の検出エネルギのデータ（検出エネルギ値情報）、検出時刻のデータ（検出時刻情報）および前記した検出器２１のアドレスに対応する検出器ＩＤ（検出器アドレス情報）を含む情報をパケットデータ（検出放射線情報）としてデータ処理装置１２に出力するようになっている。
【００２２】
図２に示すようにデータ処理装置１２は、図示しない記憶装置、同時計測装置１２Ａおよび断層像情報作成装置１２Ｂを有する。データ処理装置１２は、パケットデータ（検出放射線情報）を取り込む。同時計測装置１２Ａは、前記パケットデータ、特に検出時刻のデータおよび検出器ＩＤにもとづいて同時計測判定を行う。そして、５１１ｋｅＶのγ線の検出位置を特定し記憶装置に記憶する。断層像情報作成装置１２Ｂは、この特定した位置にもとづいて機能画像を作成して、表示装置１３ａに表示する。
【００２３】
ちなみに、被検体Ｐは、放射性薬剤、例えば、半減期が１１０分の18Ｆを含んだフルオロ・ディオキシ・グルコース（ＦＤＧ）を投与され、被検体Ｐの体内からは、ＦＤＧから放出された陽電子の消滅時に５１１ｋｅＶのγ線（消滅γ線）の対が、互いにほぼ１８０°の方向に放出される。
【００２４】
このとき、カメラ１１の各検出器２１はベッド１４の周囲を取り囲んでいる。検出器ユニット２からデータ処理装置１２へは、検出器２１がγ線と相互作用を起こした際のγ線検出信号（放射線検出信号）にもとづいて得られた検出エネルギ値情報および検出時刻情報、および検出器ＩＤが、検出器ユニット２に含まれる検出器２１ごとに出力されるようになっている。
【００２５】
検出器ユニット２は、図３の（ａ）に示すようにカメラ１１の開口部１１ｂに周方向に６０〜７０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。検出器ユニット２は、ユニット支持部材２Ａを介して装着される。また、図３の（ｂ）に示すように、検出器ユニット２は、ユニット支持部材２Ａに片端支持されてカメラ１１に装着されている。ユニット支持部材２Ａは、中空の円盤状（ドーナツ状）をしており、検出器ユニット２を装着する開口部１１ｂをカメラ１１の周方向に多数（装着する検出器ユニット２の数だけ）備えている。このように、検出器ユニット２を片端支持するため、検出器ユニット２の筐体３０の体軸方向手前側には、ストッパとなるフランジ部分が設けてある。
【００２６】
ちなみに、検出器ユニット２を周方向に極力密に並べようとすると、周方向内側のフランジ部分は邪魔になる。そこで、この邪魔になる部分のフランジ部分を筐体３０からなくし、周方向外側のフランジ部分を残すようにしても良い。ユニット支持部材２Ａを体軸方向にもう１つ設置し、検出器ユニット２の両端部を両方のユニット支持部材２Ａで保持しても良い。
【００２７】
なお、カメラ１１に検出器ユニット２を装着する場合は、蓋１１ａを取り外して、ユニット支持部材２Ａを露出させ、開口部１１ｂから検出器ユニット２をフランジ部分が突き当たるまで差し込んで装着するようになっている。差し込んで装着することにより、カメラ１１の図示しない電源および信号配線のそれぞれのコネクタと検出器ユニット２の対応するコネクタとの接続が行われ、カメラ１１と検出器ユニット２との信号および電源の接続がなされる。
【００２８】
検出器２１，結合基板２０および検出器ユニット２の構成は、後に詳しく説明する。
【００２９】
以下、本実施の形態の特徴部分の説明を行う。
【００３０】
（半導体放射線検出器）
まず、本実施の形態に適用される検出器２１を図４，図５を参照しながら説明する。図４は、検出器２１の積層構造を概念的に示した図であり、図５の（ａ）は検出器の構成部品である検出素子と電極を模式的に示した斜視図であり、図５の（ｂ）はそれを積層して一体化した後の斜視図である。
【００３１】
図４に示すように、検出器２１は、板状の半導体材料Ｓからなる半導体放射線検出素子（以下、検出素子という）２１１の両面を薄板状（膜状）の電極（アノードＡ，カソードＣ）で覆ったものを、例えば、５層に重ねた積層構造をしている。
【００３２】
このうち、半導体材料Ｓは、前記したＣｄＴｅ（テルル化カドミウム），ＣｄＺｎＴｅ（テルル化亜鉛カドミウム），ＨｇＩ2（ヨウ化水銀），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ている。
【００３３】
また、電極Ａ（アノードＡ），電極Ｃ（カソードＣ）は、Ｐｔ（白金），Ａｕ（金），Ｉｎ（インジウム）等のいずれかの材料が用いられる。
【００３４】
なお、以下の説明では、半導体材料ＳはＣｄＴｅの単結晶をスライスしたものであるとする。また、検出する放射線は、ＰＥＴ装置１で用いる５１１ｋｅＶのγ線であるとする。
【００３５】
図４に示す半導体材料Ｓ（検出素子２１１）の１層の厚さは、例えば、０.５〜１.５mmである。アノードＡおよびカソードＣの厚みはそれぞれ約２０μｍである。
【００３６】
この図４に示される積層構造の検出器２１は、アノードＡ同士、カソードＣ同士が共通で接続されていることから、各層それぞれが他の層とは独立に放射線を検出する構成ではない。換言すると、γ線と半導体材料Ｓとが相互作用を起こした場合、最上層で起こしたのか、最下層で起こしたのか等を判別しない構成である。もちろん、各層ごとに検出するような構成とすることもできる。
【００３７】
ちなみに、このように５層構造としているのは、半導体材料Ｓの厚さを薄くした方が、γ線検出信号の立ち上がり速度も、波高値も高くなるので検出器として都合が良いが、厚さが薄いと半導体材料Ｓと相互作用をせずに素通りしてしまうγ線が多くなることから、電荷の収集効率を高めつつ、素通りをしてしまうγ線の量を少なくして、半導体材料Ｓとγ線との相互作用を増やすため、つまり、カウント数を増やすためである。
【００３８】
このような積層構造の検出器２１の構成とすることで、より良好なγ線検出信号の立ち上がりとより正確な波高値が得られると共に、半導体材料Ｓと相互作用を起こすγ線のカウント数を増やすこと、つまり、感度を上昇させることを両立できる。
【００３９】
電極（アノードＡ，カソードＣ）の面積は、４〜１２０mm2が好ましい。面積の増加は検出器２１の容量（浮遊容量）を増加させ、この浮遊容量の増加により、ノイズが増加するため、電極の面積は極力小さいほうが良い。また、γ線検出時に発生した電荷は、浮遊容量に一部蓄積されるので、浮遊容量が増加するとアナログＡＳＩＣ２４（図７参照）の前置増幅器２４ａで蓄積される電荷量、ひいては出力電圧（波高値）が減少する問題が発生する。検出器２１としてＣｄＴｅを使用する場合、その比誘電率は１１であり、検出器２１の面積を１２０mm2、厚さを１mmとするとその容量は１２ｐＦとなり回路のコネクタ等の浮遊容量が数ｐＦであることを考えると無視できなくなる。従って、電極の面積は、１２０mm2以下が好ましい。
【００４０】
また、電極の面積の下限値は、ＰＥＴ装置１の位置分解能から決定される。
【００４１】
なお、以上の説明では、γ線と相互作用を起こす半導体材料ＳをＣｄＴｅとしたが、半導体材料ＳがＣｄＺｎＴｅ，ＴｌＢｒやＧａＡｓ等であっても良いのはいうまでもない。
【００４２】
（結合基板；検出器基板とＡＳＩＣ基板）
次に、検出器ユニット２内に設置される結合基板（ユニット基板）２０の詳細構造を、図６を用いて説明する。図６の（ａ）は結合基板を示した正面図であり、（ｂ）は同（ａ）の側面図である。
【００４３】
結合基板２０は、両面に複数の検出器２１が設置された検出器基板２０Ａと、両面にコンデンサ２２，抵抗２３，アナログＡＳＩＣ２４，アナログ／デジタル変換器（以下、ＡＤＣという）２５が設置され、片面にデジタルＡＳＩＣ２６が設置されたＡＳＩＣ基板２０Ｂと、をコネクタＣ１で接続したものである。
【００４４】
（検出器基板）
図６の（ａ）に示すように、検出器基板２０Ａには、基板本体２０ａの片面上に、被検体Ｐの体軸方向に対応する図６の（ａ）における横方向一列に、例えば、１６個の検出器２１が配列され、さらに、被検体Ｐの体軸に対して径方向に対応する図６の（ａ）における縦方向に４列配列され、つまり、横１６個×縦４個の合計６４個の検出器２１が格子状に配設されている。また、図６の（ｂ）に示すように、検出器基板２０Ａの他の面にも同様に検出器２１が設置され、１つの検出器基板２０Ａには、両面合計で１２８個の検出器２１が配設されている。
【００４５】
ここで、検出器２１の数が多くなるほどγ線を検出し易くなり、かつ、γ線検出の際の位置精度を高めることができるので、検出器２１は、極力密に検出器基板２０Ａ上に配設される。
【００４６】
ちなみに、図６の（ａ）において、ベッド１４上の被検体Ｐから放出されたγ線が、図面の下方から上方（矢印３２の方向、すなわち、カメラ１１の半径方向）に進行する場合、検出器基板２０Ａにおける左右方向の検出器２１の配置を密にした方が、素通りするγ線の数（検出器２１同士の隙間を通過するγ線の数）を減らすことができるので好ましい。これにより、γ線の検出効率を高めることになり、得られる画像の体軸方向の空間分解能を高めることができる。
【００４７】
なお、本実施の形態の検出器基板２０Ａは、図６の（ｂ）に示すように、検出器２１を基板本体２０ａの両面に設置しているので、片面にしか設置しない場合よりも、基板本体２０ａを両面に搭載することにより共有化できる。このため、基板本体２０ａの数を半減することができ、被検体Ｐの体軸の周方向により密に検出器２１を配置することができる。併せて、前記のように、検出器基板２０Ａ（結合基板２０）の枚数を半分に減らせる。
【００４８】
前記説明では、横１６個の検出器２１は、カメラ１１において、被検体Ｐの体軸方向に配置される構造としたが、それに限定されない。例えば、横１６個の検出器２１を、カメラ１１において被検体Ｐの体軸に対して周方向に配置する構造としても良い。
【００４９】
また、検出器２１は、図５の（ｂ）に示す電極Ａ，Ｃの面を基板本体２０ａの面に平行にして配設しても良いし、また、電極Ａ，Ｃの面を基板本体２０ａの面に垂直にして配設しても良い。
【００５０】
各検出器２１のアノードＡとカソードＣの間には、電荷収集のために、例えば、高圧電源２７（図８参照）により５００Ｖの電位差（電圧）が印加されている。この電圧は、ＡＳＩＣ基板２０Ｂ側からコネクタＣ１（図６の（ａ）参照）を介して検出器基板２０Ａ側へ供給される。また、各検出器２１がγ線を検出したときに出力するγ線検出信号は、コネクタＣ１を介してＡＳＩＣ基板２０Ｂ側へ供給される。このため、検出器基板２０Ａの基板本体２０ａ内には、コネクタＣ１と各検出器２１を接続する図示しない基板内配線（検出器印加電圧用，信号授受用）が設けられている。この基板内配線は多層構造をしている。検出器基板２０Ａは、各検出器２１にそれぞれ接続される基板内配線と接続しているコネクタＣ１を有し、後記するＡＳＩＣ基板２０ＢのコネクタＣ１と接続する構造である。
【００５１】
（ＡＳＩＣ基板）
次に、図６を参照しながらＡＳＩＣを搭載したＡＳＩＣ基板２０Ｂを説明する。図６の（ａ）に示すように、ＡＳＩＣ基板２０Ｂは、基板本体２０ｂの両面に２個ずつアナログＡＳＩＣ２４が設置され、片面に１個のデジタルＡＳＩＣ２６が設置されている。つまり、１つのＡＳＩＣ基板２０Ｂは合計４個のアナログＡＳＩＣ２４と１個のデジタルＡＳＩＣ２６を有する。
【００５２】
また、ＡＳＩＣ基板２０Ｂは、基板本体２０ｂの片面に１６個ずつ計３２個のＡＤＣ２５を有する。また、１つの基板本体２０ｂの両面には、コンデンサ２２および抵抗２３が検出器２１の数に対応した数だけ設置されている。また、これらの、コンデンサ２２，抵抗２３，アナログＡＳＩＣ２４，ＡＤＣ２５，デジタルＡＳＩＣ２６を電気的に接続するため、ＡＳＩＣ基板２０Ｂ（基板本体２０ｂ）内には、前記した検出器基板２０Ａと同様に図示しない基板内配線が設けられている。この基板内配線も積層構造をしている。
【００５３】
これらの各回路素子２２，２３，２４，２５，２６の配列および基板内配線は、検出器基板２０Ａから供給された信号が、コンデンサ２２，抵抗２３，アナログＡＳＩＣ２４，ＡＤＣ２５，デジタルＡＳＩＣ２６の順に供給されるようになっている。
【００５４】
なお、ＡＳＩＣ基板２０Ｂは、各コンデンサ２２に接続される基板内配線にそれぞれ接続されて検出器基板２０Ａとの電気的接続を行うコネクタＣ１と、データ処理装置１２側（後記するユニット統合ＦＰＧＡ側）との電気的接続を行う基板コネクタＣ２とを有している。
【００５５】
（検出器基板とＡＳＩＣ基板の接続構造）
検出器基板２０ＡとＡＳＩＣ基板２０Ｂとは、図６の（ｂ）に示すように、端部近傍に重なり合うオーバラップ部分を設けて、これらのオーバラップ部分に存在する互いのコネクタＣ１同士を接続する。この接続は、締結用のネジ等により着脱自在（分離・接続自在）に行われる。
【００５６】
なお、このような接続を行うのは、検出器基板２０ＡとＡＳＩＣ基板２０Ｂとが接続（結合）された結合基板２０を、水平方向に片端支持（片持ち支持）や両端支持すると、結合基板２０の中央部（接続部分）には、該結合基板２０を下方に撓ませたり曲げたりする力が作用するので、接続部分が端面同士を突き合わせたものである場合は、接続部分が撓み易かったり折れ曲がり易かったりするので、接続部分の強度を増すためである。
【００５７】
コネクタＣ１としては、電気的な接続を良好にするため、例えば、スパイラルコンタクト（登録商標）が使用される。スパイラルコンタクト（登録商標）は、螺旋状の接触子にボール状の接続端子が広い面積で接触して良好な電気的な接続が図られるという特性を有する。
【００５８】
なお、ボール状の接続端子がＡＳＩＣ基板２０Ｂ側に設けられる場合は、螺旋状の接触子は検出器基板２０Ａ側に設けられ、ボール状の接続端子が検出器基板２０Ａ側に設けられる場合は、螺旋状の接触子はＡＳＩＣ基板２０Ｂ側に設けられる。
【００５９】
このような、検出器基板２０ＡとＡＳＩＣ基板２０Ｂとの電気的な接続構造を用いることで、信号を検出器基板２０ＡからＡＳＩＣ基板２０Ｂへと、低損失で伝送することができる。損失が少なくなると、例えば、検出器２１としてのエネルギ分解能が向上する。
【００６０】
前記の構成は、ＡＳＩＣ基板２０Ｂに１つの検出器基板２０Ａを接続しているが、検出器基板を複数に分割しても良い。例えば、横方向に８個、縦方向に４個の検出器２１を１つの基板実装とし、２枚の検出器基板をＡＳＩＣ基板に接続する構成でも良い。
【００６１】
また、検出器基盤２０ＡとＡＳＩＣ基板２０Ｂとを、１枚の通しの基板本体で構成しても良い。
【００６２】
次に、図７から図９を参照しながらＡＳＩＣ基板上の各回路素子の構成および機能について説明する。
【００６３】
図７はアナログＡＳＩＣおよびデジタルＡＳＩＣそれぞれの概略構成、およびアナログＡＳＩＣとデジタルＡＳＩＣの接続関係を示した検出器ユニットのブロック図である。
（アナログＡＳＩＣ）
図８はアナログＡＳＩＣの機能構成を模式的に示したブロック図である。
【００６４】
図８に示すように、１個のアナログＡＳＩＣ２４は、１つの電荷有感型前置増幅器（以下、前置増幅器と称する）２４ａと、それに接続する１つのファースト系２４Ａおよび２つのスロー系（第１のスロー系２４Ｂ，第２のスロー系２４Ｃ）と、を有するアナログ信号処理回路３３を、例えば、３２組備えている。１個のアナログＡＳＩＣ２４は３２組のアナログ信号処理回路３３をＬＳＩ化したものである。
【００６５】
アナログ信号処理回路３３は検出器２１ごとに設けられ、１つのアナログ信号処理回路３３は１つの検出器２１に接続される。ここで、ファースト系２４Ａは、前置増幅器２４ａから出力されるγ線検出信号ＶＢにもとづいてγ線の検出時刻を特定するためのタイミング信号ＶＴを出力するコンパレータ２４ｂと、コンパレータ２４ｂに入力される閾電圧値ＶＬＤを設定する閾値制御回路２４ｃとを有している。また、第１のスロー系２４Ｂは、γ線検出信号ＶＢにもとづいてγ線の検出エネルギ（波高値）ＶＥ１を求めることを目的として、所定の時定数を有する波形整形回路２４ｄ，ピークホールド回路２４ｅがこの順序に接続されて設けられている。同様に、第２のスロー系２４Ｃは、γ線検出信号ＶＢにもとづいてγ線の検出エネルギ（波高値）ＶＥ１のうちの電子の寄与分の波高値ＶＥ２を求めることを目的として、波形整形回路２４ｄのものより短い所定の時定数を有する波形整形回路２４ｆ，ピークホールド回路２４ｇがこの順序に接続されて設けられている。
【００６６】
ちなみに、スロー系２４Ｂ，２４Ｃは、波高値を求めるためにはある程度の処理の時間を要することから「スロー」という名前が付いている。検出器２１から出力されてコンデンサ２２を通過した信号は、前置増幅器２４ａで増幅されγ線検出信号ＶＢとして出力され、さらに波形整形回路２４ｄ，２４ｆで増幅され、信号ＶＳ１，ＶＳ２としてそれぞれピークホールド回路２４ｅ，２４ｇに入力される。ピークホールド回路２４ｅは、後記するように波形整形されたγ線検出信号ＶＳ１の最大値、つまり検出したγ線のエネルギ値に比例した波高値ＶＥ１を保持する。ピークホールド回路２４ｇは、後記するようにγ線検出信号ＶＢのうちの電子の寄与分に相当する波形整形されたγ線検出信号ＶＳ２の波高値ＶＥ２を保持する。
【００６７】
なお、コンデンサ２２および抵抗２３をアナログＡＳＩＣ２４の内部に設けることもできるが、適切なコンデンサ容量や適切な抵抗値を得るため、および、アナログＡＳＩＣ２４の大きさを小さくする等の理由から、本実施の形態では、コンデンサ２２および抵抗２３は、アナログＡＳＩＣ２４の外に配置されている。
【００６８】
ちなみに、コンデンサ２２および抵抗２３は、外部に設けた方が、個々のコンデンサ容量や抵抗値のバラツキが少ないとされている。
【００６９】
アナログＡＳＩＣ２４の第１のスロー系２４Ｂの出力は、ＡＤＣ２５Ａに、第２のスロー系２４Ｃの出力は、ＡＤＣ２５Ｂに供給されるようになっている（図８参照）。さらに、アナログＡＳＩＣ２４のファースト系２４Ａの出力およびＡＤＣ２５Ａ，２５Ｂの出力は、デジタルＡＳＩＣ２６に供給されるようになっている。
【００７０】
ここで、各アナログＡＳＩＣ２４とデジタルＡＳＩＣ２６は、３２チャンネルのファースト系２４Ａの信号を１つ１つ送信する３２本の配線で接続されている（図７参照）。また、アナログＡＳＩＣ２４と各ＡＤＣ２５Ａ，２５Ｂとの間、および各ＡＤＣ２５Ａ，２５ＢとデジタルＡＳＩＣ２６との間は、検出器２１の８チャンネル分のスロー系２４Ｂ，２４Ｃの信号をそれぞれ纏めて送信する１本の配線でそれぞれ接続されている（図７参照）。
【００７１】
さらに、デジタルＡＳＩＣ２６からは、８チャンネル分のアナログ信号処理回路３３に対応して１対が対応付けられたＡＤＣ２５Ａ，２５Ｂを同時に制御する１本のＡＤＣ制御信号線、および各アナログＡＳＩＣ２４の１つのアナログ信号処理回路３３のピークホールド回路２４ｅ，２４ｇを同時に制御するための８チャンネル分を１本に纏めたピークホールド制御信号線が出ており、ＡＤＣ２５Ａ，２５Ｂおよびアナログ信号処理回路３３に接続されている。
【００７２】
なお、前記したピークホールド制御信号線は８チャンネル分を１本に纏めることなく、デジタルＡＳＩＣ２６から各アナログ信号処理回路３３に対して１本ずつ配線するようにしても良い。
【００７３】
（デジタルＡＳＩＣ）
次に、図７，図９を参照しながらデジタルＡＳＩＣ２６について説明する。
【００７４】
図９はデジタルＡＳＩＣの機能構成を模式的に示したブロック図である。デジタルＡＳＩＣ２６は、図７に示すように、８個のタイミング検出部３５および１個の検出器制御部３６を含む検出信号処理部３４を１６組と、１個のデータ転送部３７とを有しており、これらをＬＳＩ化したものである。
【００７５】
ＰＥＴ装置１に設けられた全てのデジタルＡＳＩＣ２６は、図示されていない、例えば、５００ＭＨｚのクロック発生回路（水晶発振器）からのクロック信号を受け、同期して動作している。各デジタルＡＳＩＣ２６に入力されたクロック信号は、全ての検出信号処理部３４内のそれぞれのタイミング検出部３５に入力される。
【００７６】
タイミング検出部３５は、検出器２１ごとに設けられ、該当するアナログ信号処理回路３３のコンパレータ２４ｂからタイミング信号ＶＴが入力される。タイミング検出部３５はタイミング信号ＶＴが入力された時のクロック信号にもとづいてγ線の検出時刻を決定する。タイミング信号ＶＴは、アナログＡＳＩＣ２４のファースト系２４Ａの信号にもとづくものであるので、真の検出時刻に近い時刻を検出時刻（検出時刻情報）とすることができる。
【００７７】
検出器制御部３６は、アドレス演算部３６ａ，検出時刻補正部３６ｂ，検出エネルギ補正部３６ｃ，パケットデータ生成部３６ｄ，ノイズ判定部３６ｅ，ノイズカウント部３６ｆ，検出器出力信号処理制御部（以下、制御部と称する）３６ｇを有している。
【００７８】
アドレス演算部３６ａは、タイミング検出部３５からγ線を検出したタイミング信号ＶＴに対応する検出時刻情報を受け、その検出器ＩＤを特定し、検出器ＩＤを検出時刻補正部３６ｂ，検出エネルギ補正部３６ｃ，パケットデータ生成部３６ｄ，ノイズ判定部３６ｅに出力する。すなわち、アドレス演算部３６ａは、アドレス演算部３６ａに接続される各タイミング検出部３５に対する検出器ＩＤを記憶しており、あるタイミング検出部３５から検出時刻情報が入力されたとき、そのタイミング検出部３５に対応する検出器ＩＤを特定できる。これは、タイミング検出部３５が検出器２１ごとに設けられていることにより可能となる。
【００７９】
さらに、アドレス演算部３６ａは、時刻情報を入力された後、前記特定された検出器ＩＤを含むアナログ信号処理回路３３にピークホールド制御信号を出力し、また、検出器ＩＤとＡＤＣ制御信号をＡＤＣ２５Ａ，２５Ｂに出力する。
【００８０】
なお、アドレス演算部３６ａは、図示しない不揮発メモリを有し、後記する異常と判定された検出器ＩＤを記憶し、タイミング信号ＶＴにより特定した検出器ＩＤが異常と判定された検出器ＩＤと一致する場合は、ピークホールド制御信号およびＡＤＣ制御信号を出力しない。
【００８１】
ピークホールド制御信号を受けたアナログ信号処理回路３３のピークホールド回路２４ｅ，２４ｇは、波形整形回路２４ｄ，２４ｆから入力される信号に対してピークホールド処理をする。そして、所定時間後にアドレス演算部３６ａからリセット信号を受け、ピークホールド処理を解除する。ＡＤＣ２５Ａ，２５Ｂは、アドレス演算部３６ａから入力された検出器ＩＤに対応するアナログ信号処理回路３３のピークホールド回路２４ｅ，２４ｇから出力された波高値（電圧値）ＶＥ１，ＶＥ２を、デジタル信号に変換してノイズ判定部３６ｅに出力する。
【００８２】
ノイズ判定部３６ｅは、図示しない不揮発メモリを有し、そこにノイズか否かを判定するために用いる２つの波高値ＶＥ１，ＶＥ２の相関関係データを記憶しており、入力された波高値ＶＥ１，ＶＥ２からノイズ信号かγ線検出信号かを判定する（詳細は後記する）。ノイズ判定部３６ｅは、γ線検出信号と判定した場合は、ノイズカウント信号を出力せず、波高値ＶＥ１，ＶＥ２を検出エネルギ補正部３６ｃに出力する。
【００８３】
検出エネルギ補正部３６ｃは、図示しない不揮発メモリを有し、予め収集された校正データを基に各検出器２１，アナログＡＳＩＣ２４のゲインおよびオフセットの各補正値を前記不揮発メモリに記憶している。そして、検出エネルギ補正部３６ｃは、アドレス演算部３６ａから入力された検出器ＩＤに対応した前記補正値を用いて波高値ＶＥ１，ＶＥ２から補正された波高値ＶＥ１′，ＶＥ２′算出し、それを検出時刻補正部３６ｂに出力する。また、検出エネルギ補正部３６ｃは、補正された波高値ＶＥ１′，ＶＥ２にもとづき、検出γ線のエネルギに対応した検出エネルギ値情報を生成してパケットデータ生成部３６ｄに出力する。
【００８４】
ノイズ判定部３６ｅがノイズ信号と判定した場合は、ノイズカウント信号を検出器ＩＤとともにノイズカウント部３６ｆに出力し、リセット信号をパケットデータ生成部３６ｄに出力し、波高値ＶＥ１，ＶＥ２は検出エネルギ補正部３６ｃに出力しない。
【００８５】
ノイズカウント部３６ｆは、図示しない不揮発メモリまたは揮発メモリを有し、検出器ＩＤごとにノイズカウントを計数し記憶し、所定の基準値以上のとき当該の検出器２１を異常と判定し、制御部３６ｇに出力する。また、制御部３６ｇは、図示しない不揮発メモリを有し、ノイズカウント部３６ｇからの異常判定出力を記憶し、それにもとづいて異常と判定された検出器ＩＤに対応する検出器２１からの出力信号に対する検出器制御部３６におけるデータ処理を制御する。
【００８６】
検出時刻補正部３６ｂはアドレス演算部３６ａから入力された検出時刻情報を検出エネルギ補正部３６ｃから入力され補正された波高値ＶＥ１′，ＶＥ２′にもとづいて補正し、パケットデータ生成部３６ｄに出力する。
【００８７】
パケットデータ生成部３６ｄは、検出エネルギ補正部３６ｃからの検出エネルギ値情報に、補正された検出時刻情報および検出器ＩＤを付加してデジタル情報であるパケットデータ（検出γ線情報，検出放射線情報）を生成し、データ転送部３７に出力する。データ転送部３７は、各検出信号処理部３４のパケットデータ生成部３６ｄから出力されたパケットデータを、例えば、定期的に１２枚の結合基板２０を収めている検出器ユニット２（図１５，図１６参照）の筐体３０の外側に１個設けられているユニット統合ＦＰＧＡ（Field Programmable Gate Array、以下、ＦＰＧＡと称する）３１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。
【００８８】
なお、検出時刻補正部３６ｂにおける検出時刻情報の補正方法、ノイズ判定部３６ｅにおけるγ線検出信号かノイズかの判定方法、ノイズカウント部３６ｆおよび制御部３６ｇの詳細な動作は後記する。
【００８９】
（検出器ユニット；結合基板の収納によるユニット化）
次に、前記した結合基板２０の筐体３０への収納によるユニット化を説明する。
【００９０】
図１０に示すように、検出器ユニット２は、１２枚の結合基板２０、この１２枚の結合基板２０に電荷収集用の電圧を供給する高圧電源装置ＰＳ，ＦＰＧＡ３１、外部との信号の授受を行う信号用のコネクタ、外部から電源の供給を受けるための電源用のコネクタ等を収納したり保持したりする筐体３０（図１１参照）等を備える。
【００９１】
図１０および図１１に示すように、結合基板２０は、奥行方向（被検体Ｐの体軸方向）には重なり合わないように３列、カメラ１１の周方向には４枚並んで筐体３０内に収められている。つまり、１個の筐体３０には、結合基板２０が１２枚収納されている。このように収納するため、奥行方向に伸びる１条のガイド溝Ｇ１を周方向に適宜離間して４列備えるガイド部材３９が、筺体３０の上端部に取り付けられている。ガイド部材３９は、各ガイド溝Ｇ１の部分に、天板３０ａの各コネクタＣ３と対向する位置にそれぞれ開口４０を有する。
【００９２】
さらに、奥行方向に伸びる１条のガイド溝Ｇ２を有する４つのガイド部材４１が、周方向に適宜離間して筐体３０の底板３０ｂの上面に取り付けられている（図１１参照）。ガイド溝Ｇ１，Ｇ２は、結合基板２０を３枚収納する分の奥行を持っている。結合基板２０のＡＳＩＣ基板２０Ｂ側端部がガイド溝Ｇ１に、結合基板２０の検出器基板２０Ａ側端部がガイド溝Ｇ２に、それぞれ挿入される。３枚の結合基板２０がガイド溝Ｇ１，Ｇ２の奥行方向に並んで保持されるようになっている。
【００９３】
ちなみに、結合基板２０は、ＡＳＩＣ基板２０Ｂ側端部と検出器基板２０Ａ側端部がガイド溝Ｇ１，Ｇ２内で摺動するようになっているので、指等で結合基板２０を、ガイド溝Ｇ１，Ｇ２内を滑らして所定の箇所に容易に位置させることができる。このとき、各基板コネクタＣ２はそれぞれ開口４０の部分に位置している。所定枚数の結合基板２０が筺体３０内に配置された後、天板３０ａが筺体３０の上端にネジ等で着脱自在に取り付けられる。天板３０ａに設けられた各コネクタＣ３は、該当する開口４０内に挿入されて該当する基板コネクタＣ２に接続される。
【００９４】
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２に示されるように、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、斜めになったりする。
【００９５】
筐体３０の天板３０ａには、図１１に示すように、前記した４列のガイド溝Ｇ１が備えられるほかに、ＦＰＧＡ３１およびコネクタ３８（図１０参照）が備えられる。コネクタ３８はＦＰＧＡ３１に接続される。ＦＰＧＡ３１は、現場でプログラムを組むことができる。この点、プログラムを組むことができないＡＳＩＣとは異なる。従って、本実施の形態のように、ＦＰＧＡ３１では、例えば、収納する結合基板２０の数や種類が変わった場合でも、結合基板枚数の変化にも適切に対応することができる。
【００９６】
なお、本実施の形態で用いているＣｄＴｅを半導体材料Ｓとする検出器２１は、光に反応して電荷を発生することから、筐体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から構成されると共に、光が侵入する隙間をなくすようにしてある。即ち、筐体３０は遮光性を有する構成をしている。ちなみに、遮光性が他の手段により確保される場合は、筐体３０はそれ自体が遮光性を有する必要はなく、検出器２１を着脱自在に保持する枠（枠体）で良い。例えば、筐体３０を枠構造とし、遮光用の面材等は不用とすることができる。
【００９７】
また、検出ユニット２内の全結合基板２０のデータ転送部３７から出力されたパケットデータ（結合基板２０の全検出器２１に対する全パケットデータ）が、検出ユニット２に設けられたＦＰＧＡ３１からデータ処理装置１２に送られる。
【００９８】
（電源）
次に、電荷収集用の電圧を供給する高圧電源装置ＰＳについて説明をする。図１０に示すように、検出器ユニット２は、ＦＰＧＡ３１の裏面側で筺体３０内に、導体金属材料で構成された隔壁３０ｃによって形成される空間に、各検出器２１に電荷収集用の電圧を供給する高圧電源装置ＰＳを設置している。この高圧電源装置ＰＳは、低圧の電源を供給され、図示しない電圧を昇圧するＤＣ−ＤＣコンバータにより電圧を５００Ｖに昇圧して各検出器２１に供給するようになっている。ちなみに、検出器２１は、検出器基板２０Ａ１枚について、片面で６４個、両面で１２８個備えられている。そして、この結合基板２０が１つの筐体３０には１２枚収納される。よって、高圧電源装置ＰＳからは、１２８×１２＝１５３６個の検出器２１に電圧が供給される。
【００９９】
本実施の形態では、検出器ユニット２に内蔵する高圧電源装置ＰＳが、天板３０ａに設けられた電源用のコネクタ４２およびコネクタ３８を介して電源配線により外部の低電圧（５〜１５Ｖ）の直流電源に接続されている。高圧電源装置ＰＳの高電圧側端子は、天板３０ａに設けられたコネクタ４３を介して、天板３０ａに設けられた１２個のコネクタＣ３に高圧電源配線４４によりそれぞれ接続されている。図１０では高圧電源配線４４は１本のみが例示としてコネクタ４３からコネクタＣ３に接続するように表示してあるが、実際にはコネクタ４３から高圧電源配線４４が各コネクタＣ３に配線されている。
【０１００】
高圧電源は、コネクタＣ３，各結合基板２０のコネクタＣ２，基板本体２０ｂ内の図示しない高圧電源配線，コネクタＣ１および基板本体２０ａ内の図示しない高圧電源配線を介して基板本体２０ａに設けられた各検出器２１の電極Ｃにそれぞれ接続される。コネクタＣ１，Ｃ２は、検出器２１の出力信号を伝えるコネクタ以外に、高圧電源配線用のコネクタを含んでいる。
【０１０１】
ちなみに、コネクタ３８から高圧電源装置ＰＳに供給された電圧は、高圧電源装置ＰＳ内の図示しないＤＣ−ＤＣコンバータにより５００Ｖに昇圧され、昇圧後、筐体３０の天板３０ａ内を通って、結合基板２０ごと、ＡＳＩＣ基板２０Ｂ→検出器基板２０Ａ→各検出器２１へと供給される。即ち、筐体３０（天板３０ａ）は、高圧電源装置ＰＳから各結合基板２０へ電圧を供給する図示しない電圧供給用の配線を備える。また、各結合基板２０は、基板コネクタＣ２を介して高圧電源装置ＰＳから供給された電圧を、各検出器２１に供給する電圧供給用の配線を備える。
【０１０２】
なお、天板３０ａを介してではなく、高圧電源装置ＰＳを、直接、基板本体２０ａに設けた高圧電源配線にコネクタを介して接続しても良い。また、高圧電源用のコネクタは、検出器２１の出力信号用のコネクタから分離して配置しても良い。
【０１０３】
《アナログＡＳＩＣおよびデジタルＡＳＩＣの動作説明》
次に、図１２から図１６を参照しながら本発明の特徴である検出器出力信号に対する処理について説明する。
（アナログＡＳＩＣの動作説明）
図１２の（ａ）は検出器２１を簡単な単層でモデル化し、検出器２１からの出力電流パルスＩＡからコンパレータ２４ｂが電圧信号であるタイミング信号ＶＴを出力する部分を示す図である。
【０１０４】
図１２の（ｂ）は、（ａ）における前置増幅器２４ａの入力側に発生する電流パルスＩＡの波形と、この電流パルスＩＡを前置増幅器２４ａで電圧信号に変換することにより出力として得られる電圧信号ＶＢ、すなわち、コンパレータ２４ｂの入力側に現れる電圧信号ＶＢの波形と、この電圧信号ＶＢにもとづき、所定の電圧ＶＬＤを閾値としてコンパレータ２４ｂから出力される、タイミング信号ＶＴとの関係を示す図である。
【０１０５】
検出器２１は、カソードＣ，アノードＡの両電極は、高圧電源２７と、コンデンサ２２を介して抵抗２３とに接続され、抵抗２３側のアノードＡは前置増幅器２４ａの入力側に接続されている。前置増幅器２４ａの出力側はコンパレータ２４ｂの入力側（＋）に接続され、閾値制御回路２４ｃからの出力電圧ＶＬＤがコンパレータ２４ｂの基準側（−）に接続されており、出力電圧ＶＢが所定の電圧閾値ＶＬＤ以上となると、コンパレータ２４の出力端子に現れるタイミング信号ＶＴが反転する。
【０１０６】
検出器２１にγ線が入射して吸収されると、吸収されたγ線エネルギに応じた電子・正孔対が発生し、高圧電源２７により印加した電界に引かれて、電子はアノードＡ側に、正孔はカソードＣ側に移動する。この電子と正孔の移動が、前置増幅器２４ａの入力側に発生する電流パルスＩＡとなる。検出器２１は有限の大きさがあり、γ線が吸収された位置により、電流パルスＩＡの出力信号波形が変化する。これはγ線が、検出器２１のカソードＣ近傍に入射した場合は、発生した電子が電流パルスＩＡに寄与する割合（以下、「電子寄与率」という）が大きく、反対にアノードＡ近傍で吸収された場合は、発生した電子が電流パルスＩＡに寄与する割合が小さいためである。電子と正孔との移動度（移動の速度）は一般的に１０倍以上の差で電子のほうが高いため、検出器２１で吸収される位置に依存して、検出器２１の出力する電流パルスＩＡの波形（出力信号波形）が変化する。アノードＡとカソードＣとの距離をＬ０、アノードＡと電子・正孔対発生場所との距離をＬｘとすると、Ｌｘ／Ｌ０＝１のときには検出器２１の検出したエネルギはほぼ電子の移動による電流となる。また、Ｌｘ／Ｌ０＝０.５では、電子と正孔の寄与する電流が半分ずつになる。また、Ｌｘ／Ｌ０＝０では発生した電流はほぼ正孔の移動に依存したものとなる。
【０１０７】
検出器２１のカソードＣ付近でγ線の吸収が起きた場合には、電圧信号ＶＢは電子寄与率がほぼ１（１００％）の信号波形となるため、最も早いタイミング検出となる。また、アノードＡとカソードＣの間でγ線の吸収が起きて電子寄与率が０.５（５０％）の場合、前者に比べて遅いタイミングでの立ち上がりの電圧信号ＶＢを出力する。また、アノードＡ付近でγ線の吸収が起きた場合には、電圧信号ＶＢは電子寄与率がほぼ０（０％）の信号波形となるため、最も遅いタイミングでの立ち上がり信号を出力する。検出器２１の構成や検出器２１に印加される電圧の値にも依存するが、一般にＰＥＴ装置１で用いる場合、検出器２１内の電子の移動時間（ｔｅ）は２０nsec（ナノ秒）〜５０nsecであり、検出器２１内の正孔の移動時間（ｔｈ）は２００nsec〜５００nsec程度となる。この場合、コンパレートする電圧閾値ＶＬＤにも依存するが、最も早いタイミング検出と、最も遅いタイミング検出の時間差は２００nsec〜３００nsec程度になり、半導体放射線検出器２１を用いた場合の同時計測において大きな問題となる。
【０１０８】
図１３の（ａ）は、検出器２１における放射線の散乱および吸収について説明した図であり、具体的には、散乱が起きたときのエネルギ吸収スペクトルを示す。横軸にγ線の検出エネルギを、縦軸に頻度を示す。検出器２１は検出したγ線のすべてのエネルギを吸収するとは限らず、素子の材質と、形状と、γ線のエネルギとに統計的に依存し、確率的に吸収または散乱を起こすことが知られている。検出器２１により出力された信号にもとづくピークホールド回路２４ｅが出力する波高値（電圧値）ＶＥ１は、検出器２１が吸収したγ線エネルギに比例する波高値ＶＥ１であるから、この波高値ＶＥ１を以って、ここではγ線の検出エネルギを表すこととする。検出エネルギＶＥ１がある値を超えると、吸収の発生する頻度がある値（ここでは５１１ｋｅＶ）でピークに達する。このとき、散乱の発生する度合が最も小さくなっている。
【０１０９】
図１３の（ｂ）は、検出器２１においてγ線の散乱，吸収が起こったときの様子を示す図であり、図１３の（ｃ）は、図１３の（ｂ）における前置増幅器２４ａの入力側に発生する電流パルスＩＡの波形と、この電流パルスＩＡを前置増幅器２４ａで電圧信号に変換することにより出力として得られる電圧信号ＶＢと、この電圧信号ＶＢにもとづきコンパレータ２４ｂから出力される、タイミング信号ＶＴとの関係を示す図である。
【０１１０】
検出器２１にγ線が入射して吸収したエネルギに応じた電子・正孔対を発生し、印加された電圧により生じた電界に引っ張られて、電子はアノードＡ側に、正孔はカソードＣ側に移動する。この電子と正孔の移動が、前置増幅器２４ａの入力側に発生する電流パルスＩＡとなる。ここでは一例として入射する放射線のエネルギが５１１ｋｅＶの場合を示しており、アノードＡとカソードＣの間の同じ位置において、すべてのエネルギが吸収された場合（図の左側）と、半分のエネルギが吸収され残りの半分のエネルギが散乱された場合（図の右側）とを示している。図１３の（ｃ）の電流パルスＩＡどちらの場合も発生した電子および正孔がそれぞれアノードＡおよびカソードＣに移動する時間ｔｅは変わらないが、前者と比較して、後者は検出器２１から出力される電流値が半分となる。
【０１１１】
電子寄与率が１００％の場合の電圧信号ＶＢの波形を例に説明すると、検出エネルギが変化した場合、例えば、一方が５１１ｋｅＶで他方が２５５ｋｅＶの場合、検出器２１内のカソードＣ近傍で発生する電子の数が変化し、その電流パルスＩＡの時間幅（電子の移動時間）ｔｅは両者で差異はないが、電流値（パルスの高さ）で差異が生じるため、コンパレータ２４ｂの入力側の電圧信号ＶＢの波形は、５１１ｋｅＶの場合よりも２５５ｋｅＶの場合のほうが傾きは小さくなるという差異が生じる。従って、コンパレータ２４ｂにて一定の電圧閾値ＶＬＤでコンパレートすると、５１１ｋｅＶの場合に比べ、２５５ｋｅＶの場合のほうに時間ｔ２だけ遅れが発生する。
【０１１２】
図８に戻ると、波形整形回路２４ｄの時定数は、例えば、１０００nsec、波形整形回路２４ｆの時定数は、例えば、５０nsecとする。検出器２１で発生した電子・正孔対は前置増幅器２４ａにより電圧信号ＶＢに変換された後、コンパレータ２４から所定の電圧閾値ＶＬＤにより弁別されたタイミング信号ＶＴを出力する。また、電圧信号ＶＢは、波形整形回路２４ｄを通じて雑音除去と波形整形とが施され、γ線検出エネルギＥ１に対応する電圧信号ＶＳ１に変換され、ピークホールド回路２４ｅでその波高値ＶＥ１が出力される。電圧信号ＶＢは、波形整形回路２４ｆを通じて電子・正孔対のうち電子の移動度に応じた時定数、５０nsecでフィルタされた電子の移動のみが寄与したγ線検出エネルギＥ２に対応する電圧信号ＶＳ２に変換され、ピークホールド回路２４ｇでその波高値ＶＥ２が出力される。
【０１１３】
図１４は、図８における各出力信号ＶＢ，ＶＴ，ＶＳ１，ＶＥ１，ＶＳ２，ＶＥ２の過渡的な応答波形を示す図である。電圧信号ＶＢが電圧閾値ＶＬＤ以上となったところで、タイミング信号ＶＴがＬｏｗレベルからＨｉレベルへと変化し、波形整形回路２４ｄおよび波形整形回路２４ｆそれぞれの出力ＶＳ１およびＶＳ２のピーク値をピークホールド回路２４ｅおよびピークホールド回路２４ｇがホールドする。波形整形回路２４ｄの前記した時定数１０００nsecは、検出器２１内の正孔の移動時間より長い時定数に設定して通過帯域を広くし、電子寄与分と正孔寄与分と両方の信号成分を合わせた全てのγ線検出信号ＶＢが通過するようにしてある。一方、波形整形回路２４ｆの前記したフィルタ時定数５０nsecは、検出器２１内の電子の移動時間と同等レベルの時定数に設定して通過帯域を狭くし、γ線検出信号ＶＢのうちの電子寄与分以外の信号成分が極力通過しないようにしてある。このように設定することで、検出エネルギと電子寄与率に対する情報を得ることができる。
【０１１４】
（ノイズ判定部の動作）
前記したように検出器２１においてγ線を検出した場合の前置増幅器２４ａから出力される電圧信号ＶＢは、カソードＣとアノードＡの位置に依存するが、γ線検出信号特有の時間変化分布を持つ。そのため、時定数１０００nsecの波形整形回路２４ｅと時定数５０nsecの波形整形回路２４ｇから出力される出力信号のそれぞれの波高値ＶＥ１と波高値ＶＥ２との間には、検出エネルギ、検出器２１内での吸収されるアノードＡとカソードＣ間の位置に応じて図１５中の領域８１〜８３の１点に対応する相関関係がある。
【０１１５】
図１５は波高値ＶＥ１と波高値ＶＥ２の相関関係を示す図であり、横軸に電子寄与分の波高値ＶＥ２、縦軸に電子と正孔の両方の寄与を含む波高値ＶＥ１をプロットしたものである。図１５において、領域８１は電子寄与分が支配的な場合の領域であり、領域８３は正孔の寄与分が高い場合の領域であり、領域８２は電子の寄与に正孔の寄与が一部加わった場合である。
【０１１６】
そして、領域８０はノイズ信号の場合である。ノイズ信号は、必ずしもδ関数的なスパイク波形とは限らず、時間スケールで幅広の波形もある。
【０１１７】
ノイズ判定部３６ｅは、図示しない不揮発メモリを有し、その不揮発メモリにはあらかじめ図１６に示すような波高値ＶＥ１，ＶＥ２をパラメータとした相関関係のテーブルデータを記憶させ、ノイズ判定部３６ｅが前記不揮発メモリに記憶された相関関係のテーブルデータにもとづき、入力された波高値ＶＥ１，ＶＥ２が領域８０に対応する場合ノイズ信号であると判定する処理をする。
【０１１８】
なお、図１６に示した相関関係を示すテーブルデータの代わりに、図１５の領域の境界の傾きを示す数式を前記不揮発メモリに記憶させても良いが、領域８１，８２，８３を合わせた領域と領域８０との境界が直線ではないので、正確なノイズ判定をするにはテーブルルックアップ形式の方が良い。
【０１１９】
ノイズ判定部３６ｅは、入力された波高値（電圧値）ＶＥ１，ＶＥ２にもとづき、γ線検出信号ＶＳ１が本来のγ線検出に起因するγ線検出信号であると、つまり、ノイズ信号ではないと判定した場合は、ノイズカウント信号を出力せず、２つの波高値ＶＥ１，ＶＥ２を検出時刻補正部３６ｂに出力し、波高値ＶＥ１をパケットデータ生成部３６ｄに出力する。ノイズ判定部３６ｅがノイズ信号と判定した場合は、ノイズカウント信号をノイズカウント部３６ｆに出力し、リセット信号をパケットデータ生成部３６ｄに出力し、波高値ＶＥ１，ＶＥ２は検出時刻補正部３６ｂに出力せず、また波高値ＶＥ１はパケットデータ生成部３６ｄに出力しない。
【０１２０】
したがって、ノイズ信号と判定された場合、検出時刻補正部３６ｂにおける後記する検出時刻情報の補正や、パケットデータ生成部３６ｄから同時計測処理をするデータ処理装置１２に不要なデータを出力しないので、デジタルＡＳＩＣ２６の負荷が軽減され、下流側での信号処理の負荷も軽減される。
【０１２１】
（ノイズカウント部）
また、ノイズカウント部３６ｆは、８チャンネル分の検出器２１に対するノイズ信号と判定された回数を記憶する不揮発メモリ機能を有している。ノイズ判定部３６ｅからノイズカウント信号を入力されたとき、入力される検出器ＩＤにもとづき、当該の検出器ＩＤのノイズカウント数を１回分加算して記憶する。そして、ノイズカウント部３６ｆは、１回分加算ごとに所定の基準値を超えているかどうかチェックし、あらかじめ設定された所定の基準値を超えている場合は、異常判定をして（不良と判定して）検出器ＩＤと異常判定を制御部３６ｇに出力する。異常判定をした検出器ＩＤにたいするノイズカウント値を０にリセットし、新しく計数を始める。
【０１２２】
ここで、ノイズカウント部３６ｆは、一定時間ごとのノイズカウントをして、一定時間後に自動的に０カウントにリセットする方式でも良い。
【０１２３】
（検出器出力信号処理制御部の動作）
制御部３６ｇは、不揮発メモリ機能を備え、異常判定を受信した場合、システムクロックにもとづく異常判定時刻と検出器ＩＤを記憶するとともに、アドレス演算部３６ａに当該の検出器ＩＤを入力し、記憶させる。
【０１２４】
アドレス演算部３６ａでは、記憶した検出器ＩＤに該当する検出器２１のチャンネルのタイミング信号ＶＴが入力されてもアドレス演算を行なわず検出器ＩＤを出力しないことにより、検出器制御部３６におけるデータ処理を行わせない。つまり、異常な検出器２１に対しては、アドレス演算部３６ａはＡＤＣ制御信号を出力しないのでＡＤＣ２５Ａ，２５Ｂによってピーク値が読み出されず、ＶＥ１，ＶＥ２を用いた演算処理は行われない。
【０１２５】
また、制御部３６ｇは、パケットデータ生成部３６ｄに、検出器ＩＤ、異常判定した時刻情報を含む不良情報を出力して、データ処理装置１２に送信し、不良情報を経時的に並べた履歴としてデータ処理装置１２の記憶装置に記憶させる。そうすることによって、定期的に操作者が異常な検出器２１の分布，時系列的な変化を表示させて点検することができる。
【０１２６】
また、制御部３６ｇは、異常判定された検出器ＩＤについて、自身の記憶している前回の異状判定時刻情報にもとづいて新たな異常判定が、ＰＥＴ装置１の作動時間における所定時間以上の経過時間入力されないか否かを判定する。所定時間以上の経過時間にわたってノイズ判定部３６ｅから異常判定が入力されない場合は、アドレス演算部３６ａに以前記憶させた、当該の異常判定された検出器ＩＤを記憶から消去させる。また、制御部３６ｇは、パケットデータ生成部３６ｄに、検出器ＩＤ、異常判定を解除した時刻情報を出力して、データ処理装置１２に送信し、不良情報としてデータ処理装置１２の記憶装置に記憶させる。
【０１２７】
検出器２１が埃の付着等によって一時的にノイズ信号を出力するようになり、その埃が検出器２１から離れてノイズ信号を出さなくなり正常に戻る場合もあり、このように制御部３６ｇが、アドレス演算部３６ａに記憶させた異常な検出器ＩＤの情報をリセットすることにより、以後、当該の検出器２１のチャンネルのγ線検出信号を検出器制御部３６で処理を始めることになる。
【０１２８】
なお、制御部３６ｇがノイズカウント部３６ｆから異常判定を受信する代わりに、制御部３６ｇが所定の周期でノイズカウント部３６ｆをチェックして、あらかじめ設定された所定の基準値を超えているかどうかチェックし、異常判定し、ノイズカウント部３６ｆの計数のリセットを制御するものとしても良い。
【０１２９】
また、検出器２１に対する信号処理を停止する方法は前記した方法に限定されない。例えば、検出器２１に個別に供給される高圧電源２７をオフすることにしても良いし、アドレス演算部３６ａにアドレス演算を停止させる代わりに、当該の検出器ＩＤのパケットデータに対して、パケットデータ生成部３６ｄに不良信号であることを示す識別情報である異常フラッグを付加させるようにしても良い。その場合、後流のデータ処理部１２では、パケットデータに含まれる異常フラッグを検出して信号処理から除外する。
【０１３０】
なお、図９には信号配線を図示省略したが、ノイズ判定部３６ｅで用いる図１５に示した相関データ，ノイズカウント部３６ｆで用いる異常判定する基準値等のデータは、操作コンソール１３の入力操作部１３ｂを用いてチェックしたり、入れ替えたりすることができる。
【０１３１】
（検出時刻情報の補正）
次に、２つのスロー系２４Ｂ，２４Ｃを有することにより、検出器２１でγ線を検出した時刻情報を補正する方法を説明する。
【０１３２】
前記した電子寄与率の情報から、図１２の（ｂ）に示した検出器２１におけるカソードＣ，アノードＡ間の間隔のどの位置でγ線エネルギが吸収されたかによる関係を用いて、タイミング信号ＶＴに対する補正値を求めることができる。
【０１３３】
各電子寄与率に対応するＶＢの波形は予め知ることができるから、ＶＴがＨｉレベルとなった時刻すなわちその電子寄与率に対応するＶＢの波形がＶＢ＝ＶＬＤの水平線と交差する時刻と、真のγ線検出のイベント発生時刻との間の時間を求めることがきる。この時間の値を用いてタイミング検出回路３５の出力である時刻情報を補正すれば、正しい時刻情報を得ることができる。また、Ｎ個の電子寄与率を任意に選び、その各々に対応する補正値を予め算出して検出時刻補正部３６ｂにテーブルとして格納しておけば、電圧信号ＶＥ１，ＶＥ２が入力される度に補正値を算出する必要がなくなり、信号処理の高速化に有効である。
【０１３４】
次に前記したコンプトン散乱が検出器２１において起こった場合を考える。その場合でも、図１３の（ｃ）に示した検出エネルギによるタイミング信号ＶＴの変化の関係から、タイミング信号ＶＴを正しく補正して時刻情報を得ることができる。
【０１３５】
電圧信号ＶＥ１は電圧信号ＶＢに比例するから、電圧信号ＶＥ１をモニタすることで電圧信号ＶＢの値が求まる。γ線が本来持っているエネルギに相当する電圧値と電圧信号ＶＢとの差分が、散乱によって失われたエネルギに相当する電圧値ということになる。また、電子の移動時間ｔｅは検出器２１の素子サイズと検出器２１にかかる印加電圧とによって一意に決まる値であるから、各電圧信号ＶＢの波形が単調増加から一定に変化する時刻が決まり、２つの波形の単調増加部分の傾きが求まる。これらの波形がＶＢ＝ＶＬＤの水平線と交差する２つの点の間隔として時間ｔ２を求めることができる。このｔ２を用いてタイミング信号ＶＴを補正すれば、正しい時刻情報を得ることができる。この場合も同様に、Ｎ個の電圧信号ＶＢの値を任意に選び、その各々に対応する補正値を予め算出してテーブルとして検出時刻補正部３６ｂに格納しておけば、電圧信号ＶＥ１，ＶＥ２が入力される度に補正値を算出する必要がなくなり、ＰＥＴ装置１の高速化に有効である。
【０１３６】
図１６に電圧ＶＥ１と電圧ＶＥ２をパラメータにした補正データテーブルを示す。前記した電子寄与率の情報ＶＥ２にもとづく補正値と、散乱によってエネルギ量の値が減少した全エネルギ情報ＶＥ１にもとづく補正値とで構成された２次元データを要素とする２次元マトリクスとなっている。よって、この補正データテーブルを検出時刻補正部３６ｂが有しておれば、放射線の検出器２１におけるγ線エネルギ吸収位置に依存する電子寄与率の変動と、検出器２１における放射線の散乱による検出エネルギの変動と、両者の変動によるタイミング信号の真値からのずれの補正を一度に実行することが可能となり、ＰＥＴ装置１の高速化に有効である。
【０１３７】
（データ処理装置の作用）
こうして、デジタルＡＳＩＣ２６から出力された、（１）検出エネルギ値情報、（２）検出時刻情報、および（３）検出器ＩＤを含むパケットデータは、ＦＰＧＡ３１や情報伝送用配線を介して後段のデータ処理装置１２（図２参照）に送信される。データ処理装置１２の同時計測装置１２Ａは、デジタルＡＳＩＣ２６から送信されたパケットデータをもとに、同時計測処理（設定時間の時間窓で所定エネルギのγ線を２個検出したときは、これらのγ線を、１つの陽電子の消滅により発生した一対のγ線であるか否かを判定して、γ線対だけを画像生成用のデータとして残す処理）を行って、同時計測処理したその一対のγ線を一個として計数し、その一対のγ線を検出した２つの検出器２１の位置をそれらの検出器ＩＤより特定する。
【０１３８】
データ処理装置１２は、前記の時間窓内で検出されたγ線検出信号が３つ以上ある（γ線を検出した検出器２１が３つ以上ある）場合に、それらのγ線検出信号の検出エネルギ値情報等を用いて３つ以上あるγ線検出信号のどれが１つの５１１ｋｅＶのγ線の入射に伴うコンプトン散乱等による一連のγ線検出信号であるかの判定、そのときのγ線が最初に入射した検出器ＩＤの特定、さらに、５１１ｋｅＶの一対のγ線であるか否かを判定し、その後同時計測処理を行う。
【０１３９】
特定された一対の検出器２１が同時計測されて１つの計数値が生成される。また、データ処理装置１２の断層像情報作成装置１２Ｂは、同時計測で得た計数値および検出器２１の位置情報を用いて、放射性薬剤の集積位置、すなわち悪性腫瘍位置での被検体Ｐの断層像情報を作成する。この断層像情報は表示装置１３ａに表示される。前記のデジタル情報、同時計測で得た計数値および検出器２１の位置情報、および断層像情報等の情報は、データ処理装置１２の記憶装置に記憶される。
【０１４０】
（第１の実施の形態の効果）
図１２を用いて説明した検出器２１内でのγ線のエネルギを吸収する位置と電子寄与率が変化したときに、検出時刻に遅れが生じる現象は、γ線検出エネルギと電子寄与率とが決定すれば一意に決まるものである。このことは、図１３を用いて説明した放射線の散乱が起こった場合でも同様である。
【０１４１】
従って、本実施の形態によれば、検出タイミングＶＴ，γ線検出エネルギ（波高値）ＶＥ１，γ線検出エネルギのうちの電子寄与分の波高値ＶＥ２の情報を、検出器制御部３６に伝えることで、タイミング信号ＶＴの補正が可能となる。タイミング検出時刻の分布について、補正前は電子移動度の寄与率の低いものは時刻が遅い側に対して大きくすそのを引いていたのに対して、補正後は真の検出時刻の近傍に観測データのサンプルが集まる結果となる。従って、真の同時刻発生イベントを同時刻とみなせる確率が高くなり、観測データ中の有効イベントが増加する。この結果、半導体放射線検出器２１を用いたＰＥＴ装置１の最大のデメリットである有効データの損失を抑制し、シンチレータを用いた従来のＰＥＴ装置と同等の撮像時間において、高コントラスト，高分解能の画像を取得することが可能となる。
【０１４２】
また、本実施の形態によれば、雑音に対するタイミングばらつきの影響を小さく抑えることができる。雑音は特に検出器２１や前置増幅器２４ａから発生する。特開２００２−２４３８５８号公報に開示された従来技術は、前置増幅器の出力を電流制御器に通してからコンパレータに通すので、γ線検出信号ＶＢの波形の傾きを緩やかにすることになり、信号強度と雑音強度との比（Ｓ／Ｎ）が劣化する。本実施の形態では、タイミング信号ＶＴを出力する経路、すなわちファースト系２４Ａに電流制御器のようなＳ／Ｎを劣化される原因となるフィルタに類する特性を持つブロックが存在しない。そのため、Ｓ／Ｎの良好な状態でコンパレートを実行することができ、雑音に対するタイミング信号ＶＴのばらつきを抑制することができる。
【０１４３】
ここで、γ線検出エネルギに相当する波高値ＶＥ１および電子寄与分の波高値ＶＥ２は、いずれもフィルタを介して出力される信号なので、プロセスばらつきの影響を受けることになる。しかし、この種のばらつきは雑音に起因するものではなく、単に、フィルタを構成する回路素子が持つ素子ばらつきに起因するものなので、キャリブレーションをかけることにより入力信号毎にプロセスばらつきの補正を実行することが可能である。
【０１４４】
また、本実施の形態によれば、ＰＥＴ装置１における撮像時間の短縮が可能となる。前記特開２００２−２４３８５８号公報に開示された従来技術は、高速のタイミング信号を常に強制的に低速のタイミング信号のスルーレートに合わせるため、電子寄与率の高いイベントが多く発生した場合でも、タイミング検出を行うコンパレータでの雑音や回路のオフセットに対する時間ばらつきが顕著になる傾向があると思われる。これに対して本実施の形態は、電子寄与率を観測するための波高値ＶＥ２を用いてタイミング信号ＶＴに対する補正値を決定するので、電子寄与率が高いγ線検出信号に対してはより高速な立ち上がり波形でのタイミング検出が可能となる。よって、平均的に見れば前記従来技術よりも本実施の形態のほうがタイミング検出のばらつきを小さくすることで有効カウントが増加するため、ＰＥＴ装置１における撮像時間の短縮が可能となる。
【０１４５】
さらに、本実施の形態によれば、診断画像のコントラストを向上させることが可能となる。時間ばらつきが多くなればなるほど、放射線入射というイベントの発生が同時刻でない２つの信号を同時刻と判定する誤りが増加するので、前記特開２００２−２４３８５８号公報に開示された従来技術では誤検出による診断画像のコントラストの劣化があると思われる。これに対して本実施の形態は、前記のようにより有効カウントをより多く取得する撮像が可能であるから、断層画像のコントラストを向上させることも可能となる。
【０１４６】
また、本実施の形態によれば、ノイズ判定部３６ｅにおいて前置増幅器２４ａの出力信号ごとに波高値ＶＥ１と波高値ＶＥ２の値が相関関係のテーブルデータに照らし合わされて、本来のγ線検出信号かノイズかを判定されて、ノイズと判定した場合は、その信号に対する検出時刻補正処理やパケットデータを生成してデータ処理装置１２へ送るということをさせないので、高計数率のＰＥＴ装置１におけるデジタルＡＳＩＣ２６，ＦＰＧＡ３１の信号処理負荷を低減することができる。
【０１４７】
特に、入射γ線が複数の検出器２１間で複数のγ線検出信号を発生させる場合、つまり、散乱がある場合も、この複数のγ線検出信号を本来の５１１ｋｅＶの入射γ線によるものと判定して、ＰＥＴ画像生成に使用するようなＰＥＴ装置１においては、データ処理装置１２における検出γ線エネルギ値に対する閾値を低く設定して、散乱を考慮した信号処理をする必要がある。その場合、ノイズをγ線検出信号として信号処理の対象とする確率が増加するが、本実施の形態によれば散乱による低エネルギのγ線検出信号とノイズを効率よく判定して選別でき、データ処理装置１２の信号処理の負荷を低減でき、画質の劣化を防止できる。また、低エネルギのγ線検出信号に対してノイズと区別のつかない異常のある検出器２１のアドレスを早期に発見して自動的に除外できる。
【０１４８】
そして、このノイズ判定には、特別の追加のアナログＡＳＩＣ２４の回路を必要とせず、γ線検出時刻をより精度良くするためのスロー系２４Ｂ，２４Ｃの出力信号を利用することで済むので、信号処理装置のコスト上好都合である。
【０１４９】
特に、特許文献１に記載された従来技術では、径方向に多層に配置された検出器間での計数率の比から異常の判定をするのに対し、本実施の形態における異常の判定は、１個の検出器２１からの出力信号で判定できるので、後記するように径方向に多層に放射線検出器が配置されていない場合、例えば、シンチレータと光電子増倍管を用いたＰＥＴ装置にも適用できる。
【０１５０】
また、高い頻度でノイズを出力する検出器２１のチャンネルが存在した場合も、ノイズカウント部３６ｆで所定の基準値よりもノイズカウント信号を多く出力する検出器２１のチャンネルを検出して、制御部３６ｇに異常判定を出力し、制御部３６ｇがアドレス演算部３６ａに当該の検出器２１からの出力信号に対するアドレス演算や、ＡＤＣ２５Ａ，２５Ｂの制御をさせないので、デジタルＡＳＩＣ２６，ＦＰＧＡ３１の信号処理負荷を低減することができる。
【０１５１】
このようにノイズ信号を画像生成のためにデジタルＡＳＩＣ２６からパケットデータとしてデータ処理装置１２に出力することを抑制できるので、画質のよいＰＥＴ画像を生成できる。
【０１５２】
また、制御部３６ｇは、異常判定された検出器２１に対して、所定の周期でノイズカウントの状態をチェックし、ノイズカウントの発生頻度が所定の基準値を満たしている場合は、ＰＥＴ画像生成のために復帰させるので、一時的な検出器異常に対しても自動復帰できる。
【０１５３】
さらに、制御部３６ｇは、異常判定された検出器２１に対して、異常判定された日時時刻情報と、検出器ＩＤを操作コンソール１３に出力するので、メンテナンス時に操作コンソール１３側でその情報を見て、検出器ユニット２や、ユニット基板の点検の必要の有無の判断、検出器２１全体の異常分布のモニタができる。
【０１５４】
なお、ノイズ判定部３６ｅに記憶させる相関データや、ノイズカウント部３６ｆが用いる異常判定に対する基準値データは、操作コンソール１３から変更可能なので、検出器２１の出力信号の経時変化、ＰＥＴ装置１の設置環境の変化などによる出力信号の波形の変化にも柔軟に対応した再設定が可能となる。
【０１５５】
なお、本実施の形態においては、ノイズカウント部３６ｆで異常な検出器と判定した場合、制御部３６ｇはその信号を検出器制御部３６において以後処理させないようにする制御としていたが、それに限定するものではない。例えば、当該の検出器２１に対しての検出γ線エネルギ値に対する処理において、ノイズと判定されなかった検出γ線信号に対して、入射γ線エネルギの５１１ｋｅＶに対して所定のエネルギ幅を設けたエネルギウインドに対応したものだけを処理するように制限しても良い。
【０１５６】
《第２の実施の形態》
次に、本発明に係る他の実施の形態である核医学診断装置を図１７から図２０を参照しながら説明する。本実施の形態の核医学診断装置は、ＳＰＥＣＴ装置である。
【０１５７】
第１の実施形態と同じ構成については同じ符号を付し、重複する説明を省略する。
【０１５８】
図１７はＳＰＥＣＴ装置の構成を示す斜視図であり、図１８はＳＰＥＣＴ装置におけるアナログＡＳＩＣとデジタルＡＳＩＣの接続関係を示したブロック図である。図１９は、アナログＡＳＩＣの機能ブロック図であり、図２０はデジタルＡＳＩＣの機能ブロック図である。
【０１５９】
ＳＰＥＣＴ装置５１は、一対の放射線カメラ部５２，回転支持台５７，データ処理装置５８、および操作コンソール１３Ａを備える。放射線カメラ部５２は、回転支持台５７に周方向に１８０°ずれた位置に対向配置されている。具体的には、それぞれの放射線カメラ部５２の各ユニット支持部材５６が周方向に１８０°隔てた位置で回転支持台５７に取り付けられている。１２枚の結合基板１２０を含む複数の検出器ユニット１０２がそれぞれのユニット支持部材５６に着脱可能に取り付けられている。
【０１６０】
検出器２１は検出器ユニット１０２に保持される。それぞれの検出器ユニット１０２の構成は、結合基板１２０の構成を除いて第１の実施の形態における検出器ユニット２の構成と同じである。
【０１６１】
結合基板１２０は、第１の実施の形態の結合基板２０と同様に検出器基板１２０ＡおよびＡＳＩＣ基板１２０Ｂを有する（図１９参照）。各検出器基板１２０Ａの先端部に位置する検出器２１はベッド１４側に位置する。放射線遮蔽材、例えば、鉛，タングステン等で作られたコリメータ５５がそれぞれの放射線カメラ部５２の被検体Ｐ側に設けられている。各コリメータ５５は、γ線が通過する多数の放射線通路を形成している。これらの放射線通路は、１つの放射線カメラ部５２の各検出器基板１２０Ａの先端部に位置する各検出器２１と一対一に対応して設けられている。結合基板１２０およびコリメータ５５は回転支持台５７に設置された遮光・電磁シールド５４内に配置されている。コリメータ５５は遮光・電磁シールド５４に取り付けられる。遮光・電磁シールド５４はγ線以外の電磁波の検出器２１等への影響を遮断している。
【０１６２】
放射性薬剤が投与された被検体Ｐが載っているベッド１４が移動され、被検体Ｐは、一対の放射線カメラ部５２の間に移動される。回転支持台５６が回転されることによって、各放射線カメラ部５２が被検体Ｐの周囲を旋回する。放射性薬剤が集積した被検体Ｐ内の集積部、例えば、患部から放出されたγ線がコリメータ５５の放射線通路を通って対応する検出器２１に入射する。γ線が検出器２１と相互作用をすると検出器２１はγ線検出信号を出力する。このγ線検出信号は、後記するアナログＡＳＩＣ１２４およびデジタルＡＳＩＣ１２６で処理される。
【０１６３】
本実施の形態に用いられる検出器基板１２０Ａの構成は第１の実施の形態におけるその構成と同じであるので、本実施の形態での説明は省略する。結合基板１２０を構成するＡＳＩＣ基板１２０Ｂを、図１８から図２０を参照しながら説明する。
【０１６４】
第１の実施の形態における結合基板２０と同様にＡＳＩＣ基板１２０Ｂは検出器基板１２０ＡにコネクタＣ１により接続されている。ＡＳＩＣ基板１２０Ｂは、検出器２１ごとに設けられたコンデンサ２２および抵抗２３、４個のアナログＡＳＩＣ１２４、および１個のデジタルＡＳＩＣ１２６を有する。
【０１６５】
アナログＡＳＩＣ１２４は、前置増幅器２４ａ，第１のスロー系２４Ｂと第２のスロー系２４Ｃと、トリガ出力回路２４ｈを有するアナログ信号処理回路１３３を３２組備えている。アナログ信号処理回路１３３は検出器２１ごとに設けられている。
【０１６６】
ここで、ＳＰＥＣＴ装置５１ではγ線対の同時計測をしないので、高速のγ線検出トリガ信号を必要としないので、第１のスロー系２４Ｂの波形整形回路２４ｄの出力信号ＶＳ１を用い、出力信号ＶＳ１がトリガ出力回路２４ｈに入力されている。トリガ出力回路２４ｈは、ノイズの影響を除去するため、設定レベル以上のγ線検出信号ＶＳ１を入力したときにトリガ信号ＶＴ′を出力する。
【０１６７】
デジタルＡＳＩＣ１２６は、１６組の検出信号処理部１３４および１個のデータ転送部３７Ａを有しており、各検出信号処理部１３４は８個のタイミング検出部１３５と１個の検出器制御部１３６を有している。デジタルＡＳＩＣ１２６はこれらをＬＳＩ化したものである。ＳＰＥＣＴ装置５１に設けられた全てのデジタルＡＳＩＣ１２６は、図示されていない６４ＭＨｚのクロック発生装置（水晶発振器）からのクロック信号を受け、同期して動作している。各デジタルＡＳＩＣ１２６に入力されたクロック信号は、全検出信号処理部１３４内のそれぞれのタイミング検出部１３５，検出器制御部１３６に入力される。
【０１６８】
タイミング検出部１３５は、検出器２１ごとに設けられ、該当するアナログ信号処理回路１３３のトリガ出力回路２４ｈからタイミング信号ＶＴ′が入力される。タイミング検出部１３５はタイミング信号ＶＴ′が入力された時のクロック信号にもとづいてγ線の検出時刻を決定し、検出時刻情報を生成する。
【０１６９】
検出器制御部１３６は、アドレス演算部３６ａ，検出エネルギ補正部３６ｃ，パケットデータ生成部１３６ｄ，ノイズ判定部３６ｅ，ノイズカウント部３６ｆ，制御部３６ｇを有している。
【０１７０】
アドレス演算部３６ａは、タイミング検出部１３５からγ線を検出したタイミング信号ＶＴ′に対応する検出時刻情報を受け、その検出器ＩＤを特定し、検出器ＩＤと検出時刻情報を検出エネルギ補正部３６ｃ，パケットデータ生成部１３６ｄ，ノイズ判定部３６ｅに出力する。すなわち、アドレス演算部３６ａは、アドレス演算部３６ａに接続される各タイミング検出部１３５に対する検出器ＩＤを記憶しており、あるタイミング検出部１３５から検出時刻情報が入力されたとき、そのタイミング検出部１３５に対応する検出器ＩＤを特定できる。これは、タイミング検出部１３５が検出器２１ごとに設けられていることにより可能となる。
【０１７１】
さらに、アドレス演算部３６ａは、トリガ信号を入力された後、前記特定された検出器ＩＤを含むアナログ信号処理回路１３３にピークホールド制御信号を出力し、また、検出器ＩＤとＡＤＣ制御信号をＡＤＣ２５Ａ，２５Ｂに出力する。ピークホールド制御信号を受けたアナログ信号処理回路１３３のピークホールド回路２４ｅ，２４ｇは、波形整形回路２４ｄ，２４ｆから入力される信号に対してピークホールド処理をする。そして、所定時間後にアドレス演算部３６ａからリセット信号を受け、ピークホールド処理を解除する。ＡＤＣ２５Ａ，２５Ｂは、アドレス演算部３６ａから入力された検出器ＩＤに対応するアナログ信号処理回路１３３のピークホールド回路２４ｅ，２４ｇから出力された波高値（電圧値）ＶＥ１，ＶＥ２を、デジタル信号に変換してノイズ判定部３６ｅに出力する。この波高値ＶＥ１，ＶＥ２は、ノイズ判定部３６ｅに入力される。
【０１７２】
ノイズ判定部３６ｅは２つの波高値ＶＥ１，ＶＥ２の相関からノイズ信号かγ線検出信号かを判定する。ノイズ判定部３６ｅがγ線検出信号と判定した場合は、波高値ＶＥ１，ＶＥ２を検出エネルギ補正部３６ｃに出力し、ノイズカウント信号をノイズカウント部３６ｆに出力しない。
【０１７３】
検出エネルギ補正部３６ｃは、アドレス演算部３６ａから入力された検出器ＩＤに対応した検出器２１，アナログＡＳＩＣ１２４のゲインおよびオフセットに対する補正値を用いて、波高値ＶＥ１，ＶＥ２から補正された波高値ＶＥ１′，ＶＥ２′算出し、検出γ線のエネルギに対応した検出エネルギ値情報を生成してパケットデータ生成部１３６ｄに出力する。
【０１７４】
ノイズ判定部３６ｅがノイズ信号と判定した場合は、ノイズカウント信号を検出器ＩＤとともにノイズカウント部３６ｆに出力し、リセット信号をパケットデータ生成部３６ｄに出力する。
【０１７５】
（検出器出力信号処理制御部の動作）
ノイズカウント部３６ｆと制御部３６ｇは、第１の実施の形態と同じ機能を有し、同様に動作する。
【０１７６】
パケットデータ生成部１３６ｄは、検出エネルギ値情報に、検出器ＩＤと検出時刻情報を付加してパケットデータ（検出γ線情報，検出放射線情報）として生成し、データ転送部３７Ａに出力する。データ転送部３７Ａは、各検出信号処理部１３４のパケットデータ生成部３６ｄから出力されたデジタル情報であるパケットデータを、例えば、定期的に１２枚の結合基板１２０を収めている検出器ユニット１０２（図１７参照）の筐体の外側に１個設けられているＦＰＧＡ３１Ａに送信する。ＦＰＧＡ３１Ａは、それらのデジタル情報をコネクタ３８Ａに接続された情報伝送用配線を介してデータ処理装置５８に送信する。
【０１７７】
データ処理装置５８は、回転支持台５７を回転させるモータ（図示せず）の回転軸に連結された角度計（図示せず）で検出された回転角度が入力される。この回転角度は、それぞれの放射線カメラ部５２の回転角度を示し、具体的にはそれぞれの検出器２１の回転角度を示している。データ処理装置５８は、この回転角度をもとに、旋回している各検出器２１の旋回軌道上での位置（位置座標）を求める。このため、γ線を検出した時点での検出器２１の位置（位置座標）が求められる。データ処理装置５８は、γ線を検出した検出器ＩＤをもとに、検出エネルギ値が設定値以上になるγ線を計数する。ここでの検出エネルギ値は、コリメータ５５の放射線通路の延長線上に位置する複数の検出器２１（図６（ａ）では直線に並んだ４個の検出器２１）で、同時計数があった場合は、各γ線検出信号の検出エネルギ値を加算した値である。この計数は、回転支持台５７の回転中心を基準に０.５°ごとに区切って得られる各領域に対してなされる。
【０１７８】
なお、データ処理装置５８は、γ線を検出した時点での検出器２１の位置情報およびγ線の計数値（計数情報）を用いて、放射性薬剤の集積位置、すなわち悪性腫瘍位置での被検体Ｐの断層像情報を作成する。この断層像情報は表示装置１３ａに表示される。前記のパケットデータ、同時計測で得た計数値および検出器２１の位置情報、および断層像情報等の情報は、データ処理装置５８の記憶装置に記憶される。
【０１７９】
また、本実施の形態によれば、ノイズ判定部３６ｅにおいてノイズと判定した場合は、その信号に対してパケットデータを生成してデータ処理装置５８へ送るということをさせないので、デジタルＡＳＩＣ１２６，ＦＰＧＡ３１Ａの信号処理負荷を低減することができる。
【０１８０】
特に、特許文献１に記載された従来技術では、多層に配置された検出器間での計数率の比から異常の判定をするのに対し、本実施の形態における異常の判定は、１個の検出器２１からの出力信号で判定できるので、後記するように径方向に多層に放射線検出器が配置されていない場合、例えば、シンチレータと光電子増倍管を用いたＰＥＴ装置にも適用できる。
【０１８１】
また、高い頻度でノイズを出力する検出器２１のチャンネルが存在した場合も、ノイズカウント部３６ｆで所定の基準値よりもノイズカウント信号を多く出力する検出器２１のチャンネルを検出して、制御部３６ｇに異常判定を出力し、制御部３６ｇがアドレス演算部３６ａに当該の検出器２１からの出力信号に対するアドレス演算や、ＡＤＣ２５Ａ，２５Ｂの制御をさせないので、デジタルＡＳＩＣ１２６，ＦＰＧＡ３１Ａの信号処理負荷を低減することができる。
【０１８２】
このようにノイズ信号を画像生成のためにデジタルＡＳＩＣ１２６からパケットデータとしてデータ処理装置５８に出力することを抑制できるので、画質のよいＳＰＥＣＴ画像を生成できる。
【０１８３】
また、制御部３６ｇは、異常判定された検出器２１に対して、所定の周期でノイズカウントの状態をチェックし、ノイズカウントの発生頻度が所定の基準値を満たしている場合は、ＳＰＥＣＴ画像生成のために復帰させるので、一時的な検出器異常に対しても自動復帰できる。
【０１８４】
さらに、制御部３６ｇは、異常判定された検出器２１に対して、異常判定された日時時刻情報と、検出器ＩＤを操作コンソール１３Ａに出力するので、メンテナンス時に操作コンソール１３Ａ側でその情報を見て、検出器ユニット１０２や、ユニット基板の点検の必要の有無の判断，異常な検出器２１の分布のモニタができる。
【０１８５】
なお、ノイズ判定部３６ｅに記憶させる相関データや、ノイズカウント部３６ｆが用いる異常判定に対する基準値データは、操作コンソール１３Ａから変更可能なので、検出器２１の出力信号の経時変化，ＳＰＥＣＴ装置５１の設置環境の変化などによる出力信号の波形の変化にも柔軟に対応した再設定が可能となる。
【０１８６】
なお、第１の実施の形態および第２の実施の形態において、ピークホールド回路から出力されるピーク値を用いたが、その代わりにタイミング信号にもとづくサンプルピーク値を用いるものとしても良い。
【０１８７】
ちなみに、第１の実施の形態および第２の実施の形態において、ノイズ判定に用いる第１と第２のスロー系２４Ｂ，２４Ｃは、第１のスロー系２４Ｂを本来のγ線検出エネルギ測定用とし、それをノイズ判定にも兼用する構成としたが、それは回路構成を少なくするためである。本来のγ線検出エネルギ測定用のスロー系と全く別個にノイズ判定用の時定数の異なるスロー系を２つ、つまり、１個の検出器２１に対してスロー系を３つ用意する構成でも良い。
【０１８８】
なお、以上の第１の実施の形態および第２の実施の形態では、放射線検出器として半導体放射線検出器２１を用いたＰＥＴ装置１，ＳＰＥＣＴ装置５１について説明したが、本発明はそれに限定されるものではない。
【０１８９】
前記したＮａＩ等のシンチレータと、光電子増倍管またはフォトダイオードとを組み合わせたγ線検出器を用いたＰＥＴ装置，ＳＰＥＣＴ装置にも本発明は適用できる。
【０１９０】
その場合は、被検体Ｐの体軸に対して径方向にシンチレータを用いたγ線検出器を多層に配置することは無く、１層の構成であり、周方向および体軸方向に複数配置するのが普通である。
【０１９１】
この場合、シンチレータから出力されるシンチレーション光を光電子増倍管またはフォトダイオードが受けて、光量に応じた電気信号に変換するので、半導体放射線検出器の場合のように、正孔と電子の移動度の差による検出信号波形における差は生じない。したがって時定数の異なる第１のスロー系と第２のスロー系それぞれから出力される波高値ＶＥ１，ＶＥ２に対して、ノイズ判定部３６ｅは、図２１に示す領域８４に含まれる場合は、本来のγ線検出信号であるとし、領域８０に含まれる場合はノイズと判定する。そして、その判定結果にもとづいて、ノイズカウント部３６ｆ，制御部３６ｇは、第１の実施の形態，第２の実施の形態に示した様に機能できる。
【０１９２】
また、γ線検出器からの出力信号が本来のγ線検出信号かノイズかの判定方法は、第１の実施の形態および第２の実施の形態において説明したような時定数の異なる波形整形回路からの出力信号の波高値の比較に限定されるものではない。例えば、公開文献“ASTRON
OMY & ASTROPHYSICS SUPPLEMENT SERIES”（１２２、３５７−３６９（１９９７））のＦ
ｉｇ.５に示されているように、γ線検出器からの出力信号の波高値と波形選別（例えば、波形の立ち上がり特性）との相関から判別するようにしても良い。
【０１９３】
なお、以上の各実施の形態ではＰＥＴ装置１およびＳＰＥＣＴ装置５１について述べたが、ガンマカメラ装置にも本発明を適用することができる。ガンマカメラは、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。
【０１９４】
なお、ＰＥＴ装置１やＳＰＥＣＴ装置５１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良い。
【０１９５】
核医学診断装置においては、被験者からのガンマ線がある放射線検出器内で散乱され、別の放射線検出器にて吸収されることによって、複数の放射線検出器にエネルギを附与する場合がある。このような場合に対し、特開２００３−２５５０４８号公報に開示されているように、二つ、あるいはそれ以上の放射線検出器での放射線検出情報を元に、散乱される前のガンマ線が被検体Ｐに投与した放射性薬剤からのガンマ線かどうかを判定し、そうであった場合は有効な信号として処理することが考えられる。以下、このような手法を散乱線処理と呼ぶ。核医学診断装置は、ノイズ判定手段から出力された出力信号に基づいて、放射線検出器で散乱した放射線による複数の放射線信号を一つの放射線信号として特定する散乱線処理手段を有する。ここで散乱線処理手段は、パケットデータ生成部３６ｄ，ＦＰＧＡ３１，データ処理装置１２のいずれでも良い。パケットデータ生成部３６ｄよりもＦＰＧＡ３１の方が多くの放射線信号を有するので散乱線処理の対象範囲が広く、ＦＰＧＡ３１よりデータ処理装置１２の方が多くの放射線信号を有するので散乱線処理の対象範囲が広い。散乱線処理手段よりも上流側のノイズ判定手段でノイズではないと判定して、判定後の出力信号に基づいて散乱線処理手段が散乱線処理を行うことで、散乱線処理の負荷を低減できる。また、散乱線処理により有効な信号が増えるため、精度の良い診断画像が期待できる。
【０１９６】
散乱線処理において、散乱される前のガンマ線が被検体Ｐに投与した放射性薬剤からのガンマ線かどうかを判定する上で、エネルギ情報が一つの有力な情報となる。そのため、放射線検出器としてエネルギ分解能に優れる半導体検出器を用いることが好ましい。
【０１９７】
散乱線処理を行う場合には、放射線検出器にて検出されるエネルギは元のガンマ線よりも小さくなる。不良検出器が発するノイズ信号は、一般にはエネルギが低いものが多いため、散乱線処理を行わない場合には問題とならなかったノイズ信号でも、散乱線処理を行う上では重大な障害となり得る。本発明によれば、エネルギの大小に拘らず、ノイズ信号の寄与を抑えることができるため、精度の良い診断画像が提供できる。
【符号の説明】
【０１９８】
１ ＰＥＴ装置（核医学診断装置）
２，１０２ 検出器ユニット
２Ａ ユニット支持部材（支持部材）
１１ カメラ（撮像装置）
１１ａ 蓋
１１ｂ 開口部
１２ データ処理装置
１２Ａ 同時計測装置
１２Ｂ 断層像情報作成装置
１３ 操作コンソール
１３ａ 表示装置
１３ｂ 入力操作部（入力手段）
１４ ベッド
２０，１２０ 結合基板（ユニット基板）
２０Ａ，１２０Ａ 検出器基板
２０ａ，２０ｂ 基板本体
２０Ｂ，１２０Ｂ ＡＳＩＣ基板
２１ 半導体放射線検出器
２２ コンデンサ
２３ 抵抗
２４，１２４ アナログＡＳＩＣ（集積回路，信号処理装置）
２４Ａ ファースト系
２４Ｂ，２４Ｃ スロー系
２４ａ 前置増幅器
２４ｂ コンパレータ
２４ｃ 閾値制御回路
２４ｄ，２４ｆ 波形整形回路（波形処理回路）
２４ｅ，２４ｇ ピークホールド回路（波形処理回路）
２５，２５Ａ，２５Ｂ アナログ／デジタル変換器（信号処理装置）
２６，１２６ デジタルＡＳＩＣ（集積回路，信号処理装置）
２７ 高圧電源
３０ 筐体（収納部材）
３０ａ 天板
３０ｂ 底板
３０ｃ 隔壁
３１ ユニット統合ＦＰＧＡ
３３，１３３ アナログ信号処理回路
３４，１３４ 検出信号処理部
３５ タイミング検出部
３６，１３６ 検出器制御部
３６ａ アドレス演算部
３６ｂ 検出時刻補正部
３６ｃ 検出エネルギ補正部
３６ｄ パケットデータ生成部
３６ｅ ノイズ判定部（判定手段）
３６ｆ ノイズカウント部（計数手段）
３６ｇ 検出器出力信号処理制御部（制御手段）
３７ データ転送部
３８，４２，４３ コネクタ
５１ ＳＰＥＣＴ装置（核医学診断装置）
２１１ 検出素子
Ｃ１，Ｃ３ コネクタ
Ｃ２ 基板コネクタ
ＰＳ 高圧電源装置
【技術分野】
【０００１】
本発明は、核医学診断装置に係り、特に、放射線検出器を用いた核医学診断装置の一種である陽電子放出型断層撮影（Positron Emission Computed Tomography）装置（以下、ＰＥＴ装置と称する），単光子放出型断層撮影(Single Photon Emission Computed Tomo graphy）装置（以下、ＳＰＥＣＴ装置と称する）、被検体を透過させたγ線によるガンマカメラ撮影装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
従来、γ線等の放射線を検出する放射線検出器としては、ＮａＩシンチレータを用いたものが知られている。ＮａＩシンチレータを備えるガンマカメラ撮影装置において、放射線（γ線）は、多数枚のコリメータによって制限された角度でＮａＩシンチレータに入射し、ＮａＩの結晶と相互作用を起こしてシンチレーション光を発する。この光はライトガイドを挟み、光電子増倍管またはフォトダイオードに到達して電気信号となる。電気信号は、回路基板に取り付けられた計測回路で整形され出力コネクタから外部のデータ収集系へと送られる。なお、これらＮａＩシンチレータ，ライトガイド，光電子増倍管，計測回路，回路基板等は全体が遮光シールドケースに収納され、外部のγ線以外の電磁波を遮断している。
【０００３】
なお、ここでＮａＩシンチレータと、光電子増倍管またはフォトダイオードと、を組み合わせる場合は、その組み合わせを放射線検出器と定義する。
【０００４】
このようなＮａＩシンチレータと、光電子増倍管またはフォトダイオードと、を組み合わせた放射線検出器とは異なる原理で放射線を検出する放射線検出器として、ＣｄＴｅ（テルル化カドミウム），ＣｄＺｎＴｅ（テルル化亜鉛カドミウム），ＨｇＩ2（ヨウ化水銀），ＴｌＢｒ（臭化タリウム），ＧａＡｓ（ガリウム砒素）等の半導体材料を用いた半導体放射線検出素子を備えた半導体放射線検出器がある。この半導体放射線検出器は、半導体放射線検出素子が、γ線と半導体材料との相互作用で生じた電荷を電気信号に変換するため、シンチレータよりも電気信号への変換効率がよく、かつ小型化が可能であるので注目されている。
【０００５】
ところで、このような放射線検出器を多数用いて画像を生成する核医学診断装置では、それらから出力される本来の放射線検出信号に混じって、異常な放射線検出器、つまり、光電子増倍管やフォトダイオード、半導体放射線検出器からノイズ信号が出力された場合、画像生成の過程でノイズ信号まで処理をしてしまう問題があった。
【０００６】
そのため、特許文献１に記載された従来技術においては、異常な半導体放射線検出器を検出して、それからの出力信号を除外する方法として、被検体の体軸周囲を囲むように、かつ、径方向に複数層に半導体放射線検出器を配された複数の半導体放射線検出器を備えたＰＥＴ装置またはＳＰＥＣＴ装置において、径方向に複数層の半導体放射線検出器を透過するγ線に対して、各層の半導体放射線検出器が出力する信号間の比を用いて、あらかじめ決められた比から所定量以上ずれた場合に、どの層のどの半導体放射線検出器が異常であるか判定する方法が用いられている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００７】
【特許文献１】特開２００６−９８４１１号公報（段落［００３２］、［００３５］〜［００３９］）
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００８】
ところで、前記した特許文献１に記載された技術では、トランスミッション撮影または実際のＳＰＥＣＴ撮影，ＰＥＴ撮影，透過画像撮影をした後でしか、異常な放射線検出器の判定はできず、異常な放射線検出器からノイズ信号が出力されていても、信号処理装置はそのノイズ信号も含めて放射線検出信号として処理してしまい信号処理装置の信号処理負担が重くなる。また、径方向に複数層の半導体放射線検出器が配置されているときに、特定の位置の径方向の複数層の半導体放射線検出器が異常であると判定できるのであり、シンチレータを用いた径方向１層のみの放射線検出器配置の場合には適用できない。
【０００９】
その結果、撮影終了後のデータ処理において異常な放射線検出器の判定が終了するまで、ＳＰＥＣＴ画像，ＰＥＴ画像および透過画像の生成が開始できないという問題があった。
【００１０】
本発明は、以上の問題に鑑みてなされたものであり、複数層の放射線検出器を配置せずとも、また、撮像中に異常な放射線検出器を判定し、放射線検出器からのノイズ信号による生成画像への悪影響をなくすことができる核医学診断装置を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１１】
前記した目的を達成するため、本発明は、信号処理装置が、放射線検出器からの出力信号を本来の放射線検出信号かノイズかを判定する判定手段と、ノイズと判定された回数を放射線検出器ごとに計数する計数手段と、ノイズと判定された回数にもとづいてその放射線検出器を不良と判定し、不良と判定された放射線検出器からの出力信号を処理しないように制御する制御手段を有することを特徴とする。
【発明の効果】
【００１２】
本発明によれば、撮像中に異常な放射線検出器を判定し、放射線検出器からのノイズ信号による生成画像への悪影響をなくすことができる核医学診断装置を提供できる。
【図面の簡単な説明】
【００１３】
【図１】本発明の第１の実施の形態に係る核医学診断装置としてのＰＥＴ装置の構成を示す斜視図である。
【図２】図１のＰＥＴ装置のカメラの周方向の断面を模式的に示した図である。
【図３】（ａ）は検出器ユニットをカメラに装着する構成を示したカメラの一部破断斜視図であり、（ｂ）はカメラの中央部の検出器ユニット実装状態を示す断面図である。
【図４】半導体放射線検出器の構成を模式的に示す図である。
【図５】（ａ）は、図５の積層構造の半導体放射線検出器の構成要素を模式的に示した斜視図であり、（ｂ）は構成要素を組み合わせて積層構造とした斜視図である。
【図６】（ａ）は第１の実施の形態に係る半導体放射線検出器の、検出器基板とＡＳＩＣ基板とを結合した結合基板を示した正面図であり、（ｂ）は、同（ａ）の側面図である。
【図７】デジタルＡＳＩＣの概略構成、およびアナログＡＳＩＣとデジタルＡＳＩＣの接続関係を示したブロック図である。
【図８】アナログＡＳＩＣのアナログ信号処理回路を模式的に示したブロック図である。
【図９】デジタルＡＳＩＣの検出信号処理部などを模式的に示したブロック図である。
【図１０】結合基板を複数枚収納した検出器ユニットの構造を示す透視斜視図である。
【図１１】図１１の検出器ユニットを体軸方向に見た側面図である。
【図１２】γ線と相互作用をする検出器のアノードおよびカソード間の位置により、タイミング信号ＶＴの出力タイミングが異なることを説明するものであり、（ａ）は図４，図５の半導体放射線検出器を単層構造で模式的に表わしたタイミング信号ＶＴを出力する部分の回路の詳細図であり、（ｂ）は検出器の出力電流パルスＩＡの波形と、前置増幅器の出力電圧ＶＢの波形と、コンパレータの出力電圧ＶＴの波形との関係を示す図である。
【図１３】検出器が検出するγ線検出エネルギによって、タイミング信号ＶＴの出力タイミングが異なることを説明するものであり、（ａ）は検出器の検出エネルギと検出頻度を示すスペクトル図であり、（ｂ）は図４，図５の半導体放射線検出器を単層構造で模式的に表わしたタイミング信号ＶＴを出力する部分の回路の詳細図であり、（ｃ）は検出器の出力電流パルスＩＡの波形と、前置増幅器の出力電圧ＶＢの波形と、コンパレータの出力電圧ＶＴの波形との関係を示す図であり、特に、同一の電子寄与率ながら検出エネルギが異なる場合に、出力電流パルスＩＡの波形の立ち上がりが異なることを示す図である。
【図１４】図８の前置増幅器の出力信号ＶＢ、第１のスロー系の波形整形回路およびピークホールド回路それぞれの出力信号ＶＳ１およびＶＥ１、並びに第２のスロー系の波形整形回路およびピークホールド回路それぞれの出力信号ＶＳ２およびＶＥ２を示す図である。
【図１５】第１の実施の形態におけるノイズ判定部でγ線検出信号とノイズとの判別に用いる、第１のスロー系と第２のスロー系それぞれから出力される波高値ＶＥ１，ＶＥ２の相関関係である。
【図１６】第１の実施の形態における検出時刻補正部で検出時刻の補正のために用いる第１のスロー系と第２のスロー系それぞれから出力される波高値ＶＥ１，ＶＥ２にもとづく補正値テーブルである。
【図１７】本発明の第２の実施の形態に係る核医学診断装置としてのＳＰＥＣＴ装置の構成を示す斜視図である。
【図１８】図１７のＳＰＥＣＴ装置におけるデジタルＡＳＩＣの概略構成、およびアナログＡＳＩＣとデジタルＡＳＩＣの接続関係を示したブロック図である。
【図１９】図１７のＳＰＥＣＴ装置におけるアナログＡＳＩＣの回路構成を模式的に示したブロック図である。
【図２０】図１７のＳＰＥＣＴ装置におけるデジタルＡＳＩＣの回路構成を模式的に示したブロック図である。
【図２１】γ線検出器として、シンチレータと、光電子増倍管またはフォトダイオードとの組み合わせを用いた場合の、ノイズ判定部でγ線検出信号とノイズとの判別に用いる、第１のスロー系と第２のスロー系それぞれから出力される波高値ＶＥ１，ＶＥ２の相関関係である。
【発明を実施するための形態】
【００１４】
《第１の実施の形態》
次に、本発明の好適な一実施の形態である核医学診断装置について、適宜図面を参照しながら説明する。
【００１５】
以下において、本実施の形態の核医学診断装置，アナログＡＳＩＣ等といった各素子の基板上への配置（レイアウト），基板のユニット化等の本実施の形態に適用される要素の説明，ノイズの判定方法，不良と判定された放射線検出器に対する制御方法の説明を行う。
【００１６】
なお、アナログＡＳＩＣは、アナログ信号を処理する、特定用途向けＩＣであるＡＳＩＣ（Application Specific Integrated Circuit）を意味し、ＬＳＩ（Large Scale Integrated Circuit）の一種である。
【００１７】
（核医学診断装置）
まず、最初に、本実施の形態の核医学診断装置を説明する。
【００１８】
図１に示すように、核医学診断装置としてのＰＥＴ装置１は、カメラ（撮像装置）１１，データ処理装置１２，操作コンソール１３等を含んで構成されている。被検体Ｐ（図２参照）は、ベッド１４に載せられてカメラ１１で撮影されるようになっている。
【００１９】
操作コンソール１３は、ＰＥＴ装置１の断層画像やＰＥＴ装置１の状態チェック結果等を表示する表示装置１３ａ，キーボードやマウス等の入力操作部（入力手段）１３ｂを有している。
【００２０】
図２に示すように、カメラ１１の内部には、被検体Ｐから放出されるγ線（放射線）を検出するため、半導体放射線検出器（放射線検出器、以下、単に検出器と称する）２１（図４，図５参照）を多数備えた結合基板（ユニット基板）２０（詳細は図６参照）を複数収納した検出器ユニット２が、円周方向に多数配置されており、被検体Ｐの体内から放出されるγ線を検出器２１で検出する。
【００２１】
検出器ユニット２は、γ線の検出エネルギ、検出時刻を計測するための集積回路（ＡＳＩＣ）を前記結合基板２０上に有しており、検出したγ線の検出エネルギや検出時刻を測定したり、γ線を検出した検出器２１のアドレスを検知したり、検出したγ線の検出エネルギのデータ（検出エネルギ値情報）、検出時刻のデータ（検出時刻情報）および前記した検出器２１のアドレスに対応する検出器ＩＤ（検出器アドレス情報）を含む情報をパケットデータ（検出放射線情報）としてデータ処理装置１２に出力するようになっている。
【００２２】
図２に示すようにデータ処理装置１２は、図示しない記憶装置、同時計測装置１２Ａおよび断層像情報作成装置１２Ｂを有する。データ処理装置１２は、パケットデータ（検出放射線情報）を取り込む。同時計測装置１２Ａは、前記パケットデータ、特に検出時刻のデータおよび検出器ＩＤにもとづいて同時計測判定を行う。そして、５１１ｋｅＶのγ線の検出位置を特定し記憶装置に記憶する。断層像情報作成装置１２Ｂは、この特定した位置にもとづいて機能画像を作成して、表示装置１３ａに表示する。
【００２３】
ちなみに、被検体Ｐは、放射性薬剤、例えば、半減期が１１０分の18Ｆを含んだフルオロ・ディオキシ・グルコース（ＦＤＧ）を投与され、被検体Ｐの体内からは、ＦＤＧから放出された陽電子の消滅時に５１１ｋｅＶのγ線（消滅γ線）の対が、互いにほぼ１８０°の方向に放出される。
【００２４】
このとき、カメラ１１の各検出器２１はベッド１４の周囲を取り囲んでいる。検出器ユニット２からデータ処理装置１２へは、検出器２１がγ線と相互作用を起こした際のγ線検出信号（放射線検出信号）にもとづいて得られた検出エネルギ値情報および検出時刻情報、および検出器ＩＤが、検出器ユニット２に含まれる検出器２１ごとに出力されるようになっている。
【００２５】
検出器ユニット２は、図３の（ａ）に示すようにカメラ１１の開口部１１ｂに周方向に６０〜７０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。検出器ユニット２は、ユニット支持部材２Ａを介して装着される。また、図３の（ｂ）に示すように、検出器ユニット２は、ユニット支持部材２Ａに片端支持されてカメラ１１に装着されている。ユニット支持部材２Ａは、中空の円盤状（ドーナツ状）をしており、検出器ユニット２を装着する開口部１１ｂをカメラ１１の周方向に多数（装着する検出器ユニット２の数だけ）備えている。このように、検出器ユニット２を片端支持するため、検出器ユニット２の筐体３０の体軸方向手前側には、ストッパとなるフランジ部分が設けてある。
【００２６】
ちなみに、検出器ユニット２を周方向に極力密に並べようとすると、周方向内側のフランジ部分は邪魔になる。そこで、この邪魔になる部分のフランジ部分を筐体３０からなくし、周方向外側のフランジ部分を残すようにしても良い。ユニット支持部材２Ａを体軸方向にもう１つ設置し、検出器ユニット２の両端部を両方のユニット支持部材２Ａで保持しても良い。
【００２７】
なお、カメラ１１に検出器ユニット２を装着する場合は、蓋１１ａを取り外して、ユニット支持部材２Ａを露出させ、開口部１１ｂから検出器ユニット２をフランジ部分が突き当たるまで差し込んで装着するようになっている。差し込んで装着することにより、カメラ１１の図示しない電源および信号配線のそれぞれのコネクタと検出器ユニット２の対応するコネクタとの接続が行われ、カメラ１１と検出器ユニット２との信号および電源の接続がなされる。
【００２８】
検出器２１，結合基板２０および検出器ユニット２の構成は、後に詳しく説明する。
【００２９】
以下、本実施の形態の特徴部分の説明を行う。
【００３０】
（半導体放射線検出器）
まず、本実施の形態に適用される検出器２１を図４，図５を参照しながら説明する。図４は、検出器２１の積層構造を概念的に示した図であり、図５の（ａ）は検出器の構成部品である検出素子と電極を模式的に示した斜視図であり、図５の（ｂ）はそれを積層して一体化した後の斜視図である。
【００３１】
図４に示すように、検出器２１は、板状の半導体材料Ｓからなる半導体放射線検出素子（以下、検出素子という）２１１の両面を薄板状（膜状）の電極（アノードＡ，カソードＣ）で覆ったものを、例えば、５層に重ねた積層構造をしている。
【００３２】
このうち、半導体材料Ｓは、前記したＣｄＴｅ（テルル化カドミウム），ＣｄＺｎＴｅ（テルル化亜鉛カドミウム），ＨｇＩ2（ヨウ化水銀），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ている。
【００３３】
また、電極Ａ（アノードＡ），電極Ｃ（カソードＣ）は、Ｐｔ（白金），Ａｕ（金），Ｉｎ（インジウム）等のいずれかの材料が用いられる。
【００３４】
なお、以下の説明では、半導体材料ＳはＣｄＴｅの単結晶をスライスしたものであるとする。また、検出する放射線は、ＰＥＴ装置１で用いる５１１ｋｅＶのγ線であるとする。
【００３５】
図４に示す半導体材料Ｓ（検出素子２１１）の１層の厚さは、例えば、０.５〜１.５mmである。アノードＡおよびカソードＣの厚みはそれぞれ約２０μｍである。
【００３６】
この図４に示される積層構造の検出器２１は、アノードＡ同士、カソードＣ同士が共通で接続されていることから、各層それぞれが他の層とは独立に放射線を検出する構成ではない。換言すると、γ線と半導体材料Ｓとが相互作用を起こした場合、最上層で起こしたのか、最下層で起こしたのか等を判別しない構成である。もちろん、各層ごとに検出するような構成とすることもできる。
【００３７】
ちなみに、このように５層構造としているのは、半導体材料Ｓの厚さを薄くした方が、γ線検出信号の立ち上がり速度も、波高値も高くなるので検出器として都合が良いが、厚さが薄いと半導体材料Ｓと相互作用をせずに素通りしてしまうγ線が多くなることから、電荷の収集効率を高めつつ、素通りをしてしまうγ線の量を少なくして、半導体材料Ｓとγ線との相互作用を増やすため、つまり、カウント数を増やすためである。
【００３８】
このような積層構造の検出器２１の構成とすることで、より良好なγ線検出信号の立ち上がりとより正確な波高値が得られると共に、半導体材料Ｓと相互作用を起こすγ線のカウント数を増やすこと、つまり、感度を上昇させることを両立できる。
【００３９】
電極（アノードＡ，カソードＣ）の面積は、４〜１２０mm2が好ましい。面積の増加は検出器２１の容量（浮遊容量）を増加させ、この浮遊容量の増加により、ノイズが増加するため、電極の面積は極力小さいほうが良い。また、γ線検出時に発生した電荷は、浮遊容量に一部蓄積されるので、浮遊容量が増加するとアナログＡＳＩＣ２４（図７参照）の前置増幅器２４ａで蓄積される電荷量、ひいては出力電圧（波高値）が減少する問題が発生する。検出器２１としてＣｄＴｅを使用する場合、その比誘電率は１１であり、検出器２１の面積を１２０mm2、厚さを１mmとするとその容量は１２ｐＦとなり回路のコネクタ等の浮遊容量が数ｐＦであることを考えると無視できなくなる。従って、電極の面積は、１２０mm2以下が好ましい。
【００４０】
また、電極の面積の下限値は、ＰＥＴ装置１の位置分解能から決定される。
【００４１】
なお、以上の説明では、γ線と相互作用を起こす半導体材料ＳをＣｄＴｅとしたが、半導体材料ＳがＣｄＺｎＴｅ，ＴｌＢｒやＧａＡｓ等であっても良いのはいうまでもない。
【００４２】
（結合基板；検出器基板とＡＳＩＣ基板）
次に、検出器ユニット２内に設置される結合基板（ユニット基板）２０の詳細構造を、図６を用いて説明する。図６の（ａ）は結合基板を示した正面図であり、（ｂ）は同（ａ）の側面図である。
【００４３】
結合基板２０は、両面に複数の検出器２１が設置された検出器基板２０Ａと、両面にコンデンサ２２，抵抗２３，アナログＡＳＩＣ２４，アナログ／デジタル変換器（以下、ＡＤＣという）２５が設置され、片面にデジタルＡＳＩＣ２６が設置されたＡＳＩＣ基板２０Ｂと、をコネクタＣ１で接続したものである。
【００４４】
（検出器基板）
図６の（ａ）に示すように、検出器基板２０Ａには、基板本体２０ａの片面上に、被検体Ｐの体軸方向に対応する図６の（ａ）における横方向一列に、例えば、１６個の検出器２１が配列され、さらに、被検体Ｐの体軸に対して径方向に対応する図６の（ａ）における縦方向に４列配列され、つまり、横１６個×縦４個の合計６４個の検出器２１が格子状に配設されている。また、図６の（ｂ）に示すように、検出器基板２０Ａの他の面にも同様に検出器２１が設置され、１つの検出器基板２０Ａには、両面合計で１２８個の検出器２１が配設されている。
【００４５】
ここで、検出器２１の数が多くなるほどγ線を検出し易くなり、かつ、γ線検出の際の位置精度を高めることができるので、検出器２１は、極力密に検出器基板２０Ａ上に配設される。
【００４６】
ちなみに、図６の（ａ）において、ベッド１４上の被検体Ｐから放出されたγ線が、図面の下方から上方（矢印３２の方向、すなわち、カメラ１１の半径方向）に進行する場合、検出器基板２０Ａにおける左右方向の検出器２１の配置を密にした方が、素通りするγ線の数（検出器２１同士の隙間を通過するγ線の数）を減らすことができるので好ましい。これにより、γ線の検出効率を高めることになり、得られる画像の体軸方向の空間分解能を高めることができる。
【００４７】
なお、本実施の形態の検出器基板２０Ａは、図６の（ｂ）に示すように、検出器２１を基板本体２０ａの両面に設置しているので、片面にしか設置しない場合よりも、基板本体２０ａを両面に搭載することにより共有化できる。このため、基板本体２０ａの数を半減することができ、被検体Ｐの体軸の周方向により密に検出器２１を配置することができる。併せて、前記のように、検出器基板２０Ａ（結合基板２０）の枚数を半分に減らせる。
【００４８】
前記説明では、横１６個の検出器２１は、カメラ１１において、被検体Ｐの体軸方向に配置される構造としたが、それに限定されない。例えば、横１６個の検出器２１を、カメラ１１において被検体Ｐの体軸に対して周方向に配置する構造としても良い。
【００４９】
また、検出器２１は、図５の（ｂ）に示す電極Ａ，Ｃの面を基板本体２０ａの面に平行にして配設しても良いし、また、電極Ａ，Ｃの面を基板本体２０ａの面に垂直にして配設しても良い。
【００５０】
各検出器２１のアノードＡとカソードＣの間には、電荷収集のために、例えば、高圧電源２７（図８参照）により５００Ｖの電位差（電圧）が印加されている。この電圧は、ＡＳＩＣ基板２０Ｂ側からコネクタＣ１（図６の（ａ）参照）を介して検出器基板２０Ａ側へ供給される。また、各検出器２１がγ線を検出したときに出力するγ線検出信号は、コネクタＣ１を介してＡＳＩＣ基板２０Ｂ側へ供給される。このため、検出器基板２０Ａの基板本体２０ａ内には、コネクタＣ１と各検出器２１を接続する図示しない基板内配線（検出器印加電圧用，信号授受用）が設けられている。この基板内配線は多層構造をしている。検出器基板２０Ａは、各検出器２１にそれぞれ接続される基板内配線と接続しているコネクタＣ１を有し、後記するＡＳＩＣ基板２０ＢのコネクタＣ１と接続する構造である。
【００５１】
（ＡＳＩＣ基板）
次に、図６を参照しながらＡＳＩＣを搭載したＡＳＩＣ基板２０Ｂを説明する。図６の（ａ）に示すように、ＡＳＩＣ基板２０Ｂは、基板本体２０ｂの両面に２個ずつアナログＡＳＩＣ２４が設置され、片面に１個のデジタルＡＳＩＣ２６が設置されている。つまり、１つのＡＳＩＣ基板２０Ｂは合計４個のアナログＡＳＩＣ２４と１個のデジタルＡＳＩＣ２６を有する。
【００５２】
また、ＡＳＩＣ基板２０Ｂは、基板本体２０ｂの片面に１６個ずつ計３２個のＡＤＣ２５を有する。また、１つの基板本体２０ｂの両面には、コンデンサ２２および抵抗２３が検出器２１の数に対応した数だけ設置されている。また、これらの、コンデンサ２２，抵抗２３，アナログＡＳＩＣ２４，ＡＤＣ２５，デジタルＡＳＩＣ２６を電気的に接続するため、ＡＳＩＣ基板２０Ｂ（基板本体２０ｂ）内には、前記した検出器基板２０Ａと同様に図示しない基板内配線が設けられている。この基板内配線も積層構造をしている。
【００５３】
これらの各回路素子２２，２３，２４，２５，２６の配列および基板内配線は、検出器基板２０Ａから供給された信号が、コンデンサ２２，抵抗２３，アナログＡＳＩＣ２４，ＡＤＣ２５，デジタルＡＳＩＣ２６の順に供給されるようになっている。
【００５４】
なお、ＡＳＩＣ基板２０Ｂは、各コンデンサ２２に接続される基板内配線にそれぞれ接続されて検出器基板２０Ａとの電気的接続を行うコネクタＣ１と、データ処理装置１２側（後記するユニット統合ＦＰＧＡ側）との電気的接続を行う基板コネクタＣ２とを有している。
【００５５】
（検出器基板とＡＳＩＣ基板の接続構造）
検出器基板２０ＡとＡＳＩＣ基板２０Ｂとは、図６の（ｂ）に示すように、端部近傍に重なり合うオーバラップ部分を設けて、これらのオーバラップ部分に存在する互いのコネクタＣ１同士を接続する。この接続は、締結用のネジ等により着脱自在（分離・接続自在）に行われる。
【００５６】
なお、このような接続を行うのは、検出器基板２０ＡとＡＳＩＣ基板２０Ｂとが接続（結合）された結合基板２０を、水平方向に片端支持（片持ち支持）や両端支持すると、結合基板２０の中央部（接続部分）には、該結合基板２０を下方に撓ませたり曲げたりする力が作用するので、接続部分が端面同士を突き合わせたものである場合は、接続部分が撓み易かったり折れ曲がり易かったりするので、接続部分の強度を増すためである。
【００５７】
コネクタＣ１としては、電気的な接続を良好にするため、例えば、スパイラルコンタクト（登録商標）が使用される。スパイラルコンタクト（登録商標）は、螺旋状の接触子にボール状の接続端子が広い面積で接触して良好な電気的な接続が図られるという特性を有する。
【００５８】
なお、ボール状の接続端子がＡＳＩＣ基板２０Ｂ側に設けられる場合は、螺旋状の接触子は検出器基板２０Ａ側に設けられ、ボール状の接続端子が検出器基板２０Ａ側に設けられる場合は、螺旋状の接触子はＡＳＩＣ基板２０Ｂ側に設けられる。
【００５９】
このような、検出器基板２０ＡとＡＳＩＣ基板２０Ｂとの電気的な接続構造を用いることで、信号を検出器基板２０ＡからＡＳＩＣ基板２０Ｂへと、低損失で伝送することができる。損失が少なくなると、例えば、検出器２１としてのエネルギ分解能が向上する。
【００６０】
前記の構成は、ＡＳＩＣ基板２０Ｂに１つの検出器基板２０Ａを接続しているが、検出器基板を複数に分割しても良い。例えば、横方向に８個、縦方向に４個の検出器２１を１つの基板実装とし、２枚の検出器基板をＡＳＩＣ基板に接続する構成でも良い。
【００６１】
また、検出器基盤２０ＡとＡＳＩＣ基板２０Ｂとを、１枚の通しの基板本体で構成しても良い。
【００６２】
次に、図７から図９を参照しながらＡＳＩＣ基板上の各回路素子の構成および機能について説明する。
【００６３】
図７はアナログＡＳＩＣおよびデジタルＡＳＩＣそれぞれの概略構成、およびアナログＡＳＩＣとデジタルＡＳＩＣの接続関係を示した検出器ユニットのブロック図である。
（アナログＡＳＩＣ）
図８はアナログＡＳＩＣの機能構成を模式的に示したブロック図である。
【００６４】
図８に示すように、１個のアナログＡＳＩＣ２４は、１つの電荷有感型前置増幅器（以下、前置増幅器と称する）２４ａと、それに接続する１つのファースト系２４Ａおよび２つのスロー系（第１のスロー系２４Ｂ，第２のスロー系２４Ｃ）と、を有するアナログ信号処理回路３３を、例えば、３２組備えている。１個のアナログＡＳＩＣ２４は３２組のアナログ信号処理回路３３をＬＳＩ化したものである。
【００６５】
アナログ信号処理回路３３は検出器２１ごとに設けられ、１つのアナログ信号処理回路３３は１つの検出器２１に接続される。ここで、ファースト系２４Ａは、前置増幅器２４ａから出力されるγ線検出信号ＶＢにもとづいてγ線の検出時刻を特定するためのタイミング信号ＶＴを出力するコンパレータ２４ｂと、コンパレータ２４ｂに入力される閾電圧値ＶＬＤを設定する閾値制御回路２４ｃとを有している。また、第１のスロー系２４Ｂは、γ線検出信号ＶＢにもとづいてγ線の検出エネルギ（波高値）ＶＥ１を求めることを目的として、所定の時定数を有する波形整形回路２４ｄ，ピークホールド回路２４ｅがこの順序に接続されて設けられている。同様に、第２のスロー系２４Ｃは、γ線検出信号ＶＢにもとづいてγ線の検出エネルギ（波高値）ＶＥ１のうちの電子の寄与分の波高値ＶＥ２を求めることを目的として、波形整形回路２４ｄのものより短い所定の時定数を有する波形整形回路２４ｆ，ピークホールド回路２４ｇがこの順序に接続されて設けられている。
【００６６】
ちなみに、スロー系２４Ｂ，２４Ｃは、波高値を求めるためにはある程度の処理の時間を要することから「スロー」という名前が付いている。検出器２１から出力されてコンデンサ２２を通過した信号は、前置増幅器２４ａで増幅されγ線検出信号ＶＢとして出力され、さらに波形整形回路２４ｄ，２４ｆで増幅され、信号ＶＳ１，ＶＳ２としてそれぞれピークホールド回路２４ｅ，２４ｇに入力される。ピークホールド回路２４ｅは、後記するように波形整形されたγ線検出信号ＶＳ１の最大値、つまり検出したγ線のエネルギ値に比例した波高値ＶＥ１を保持する。ピークホールド回路２４ｇは、後記するようにγ線検出信号ＶＢのうちの電子の寄与分に相当する波形整形されたγ線検出信号ＶＳ２の波高値ＶＥ２を保持する。
【００６７】
なお、コンデンサ２２および抵抗２３をアナログＡＳＩＣ２４の内部に設けることもできるが、適切なコンデンサ容量や適切な抵抗値を得るため、および、アナログＡＳＩＣ２４の大きさを小さくする等の理由から、本実施の形態では、コンデンサ２２および抵抗２３は、アナログＡＳＩＣ２４の外に配置されている。
【００６８】
ちなみに、コンデンサ２２および抵抗２３は、外部に設けた方が、個々のコンデンサ容量や抵抗値のバラツキが少ないとされている。
【００６９】
アナログＡＳＩＣ２４の第１のスロー系２４Ｂの出力は、ＡＤＣ２５Ａに、第２のスロー系２４Ｃの出力は、ＡＤＣ２５Ｂに供給されるようになっている（図８参照）。さらに、アナログＡＳＩＣ２４のファースト系２４Ａの出力およびＡＤＣ２５Ａ，２５Ｂの出力は、デジタルＡＳＩＣ２６に供給されるようになっている。
【００７０】
ここで、各アナログＡＳＩＣ２４とデジタルＡＳＩＣ２６は、３２チャンネルのファースト系２４Ａの信号を１つ１つ送信する３２本の配線で接続されている（図７参照）。また、アナログＡＳＩＣ２４と各ＡＤＣ２５Ａ，２５Ｂとの間、および各ＡＤＣ２５Ａ，２５ＢとデジタルＡＳＩＣ２６との間は、検出器２１の８チャンネル分のスロー系２４Ｂ，２４Ｃの信号をそれぞれ纏めて送信する１本の配線でそれぞれ接続されている（図７参照）。
【００７１】
さらに、デジタルＡＳＩＣ２６からは、８チャンネル分のアナログ信号処理回路３３に対応して１対が対応付けられたＡＤＣ２５Ａ，２５Ｂを同時に制御する１本のＡＤＣ制御信号線、および各アナログＡＳＩＣ２４の１つのアナログ信号処理回路３３のピークホールド回路２４ｅ，２４ｇを同時に制御するための８チャンネル分を１本に纏めたピークホールド制御信号線が出ており、ＡＤＣ２５Ａ，２５Ｂおよびアナログ信号処理回路３３に接続されている。
【００７２】
なお、前記したピークホールド制御信号線は８チャンネル分を１本に纏めることなく、デジタルＡＳＩＣ２６から各アナログ信号処理回路３３に対して１本ずつ配線するようにしても良い。
【００７３】
（デジタルＡＳＩＣ）
次に、図７，図９を参照しながらデジタルＡＳＩＣ２６について説明する。
【００７４】
図９はデジタルＡＳＩＣの機能構成を模式的に示したブロック図である。デジタルＡＳＩＣ２６は、図７に示すように、８個のタイミング検出部３５および１個の検出器制御部３６を含む検出信号処理部３４を１６組と、１個のデータ転送部３７とを有しており、これらをＬＳＩ化したものである。
【００７５】
ＰＥＴ装置１に設けられた全てのデジタルＡＳＩＣ２６は、図示されていない、例えば、５００ＭＨｚのクロック発生回路（水晶発振器）からのクロック信号を受け、同期して動作している。各デジタルＡＳＩＣ２６に入力されたクロック信号は、全ての検出信号処理部３４内のそれぞれのタイミング検出部３５に入力される。
【００７６】
タイミング検出部３５は、検出器２１ごとに設けられ、該当するアナログ信号処理回路３３のコンパレータ２４ｂからタイミング信号ＶＴが入力される。タイミング検出部３５はタイミング信号ＶＴが入力された時のクロック信号にもとづいてγ線の検出時刻を決定する。タイミング信号ＶＴは、アナログＡＳＩＣ２４のファースト系２４Ａの信号にもとづくものであるので、真の検出時刻に近い時刻を検出時刻（検出時刻情報）とすることができる。
【００７７】
検出器制御部３６は、アドレス演算部３６ａ，検出時刻補正部３６ｂ，検出エネルギ補正部３６ｃ，パケットデータ生成部３６ｄ，ノイズ判定部３６ｅ，ノイズカウント部３６ｆ，検出器出力信号処理制御部（以下、制御部と称する）３６ｇを有している。
【００７８】
アドレス演算部３６ａは、タイミング検出部３５からγ線を検出したタイミング信号ＶＴに対応する検出時刻情報を受け、その検出器ＩＤを特定し、検出器ＩＤを検出時刻補正部３６ｂ，検出エネルギ補正部３６ｃ，パケットデータ生成部３６ｄ，ノイズ判定部３６ｅに出力する。すなわち、アドレス演算部３６ａは、アドレス演算部３６ａに接続される各タイミング検出部３５に対する検出器ＩＤを記憶しており、あるタイミング検出部３５から検出時刻情報が入力されたとき、そのタイミング検出部３５に対応する検出器ＩＤを特定できる。これは、タイミング検出部３５が検出器２１ごとに設けられていることにより可能となる。
【００７９】
さらに、アドレス演算部３６ａは、時刻情報を入力された後、前記特定された検出器ＩＤを含むアナログ信号処理回路３３にピークホールド制御信号を出力し、また、検出器ＩＤとＡＤＣ制御信号をＡＤＣ２５Ａ，２５Ｂに出力する。
【００８０】
なお、アドレス演算部３６ａは、図示しない不揮発メモリを有し、後記する異常と判定された検出器ＩＤを記憶し、タイミング信号ＶＴにより特定した検出器ＩＤが異常と判定された検出器ＩＤと一致する場合は、ピークホールド制御信号およびＡＤＣ制御信号を出力しない。
【００８１】
ピークホールド制御信号を受けたアナログ信号処理回路３３のピークホールド回路２４ｅ，２４ｇは、波形整形回路２４ｄ，２４ｆから入力される信号に対してピークホールド処理をする。そして、所定時間後にアドレス演算部３６ａからリセット信号を受け、ピークホールド処理を解除する。ＡＤＣ２５Ａ，２５Ｂは、アドレス演算部３６ａから入力された検出器ＩＤに対応するアナログ信号処理回路３３のピークホールド回路２４ｅ，２４ｇから出力された波高値（電圧値）ＶＥ１，ＶＥ２を、デジタル信号に変換してノイズ判定部３６ｅに出力する。
【００８２】
ノイズ判定部３６ｅは、図示しない不揮発メモリを有し、そこにノイズか否かを判定するために用いる２つの波高値ＶＥ１，ＶＥ２の相関関係データを記憶しており、入力された波高値ＶＥ１，ＶＥ２からノイズ信号かγ線検出信号かを判定する（詳細は後記する）。ノイズ判定部３６ｅは、γ線検出信号と判定した場合は、ノイズカウント信号を出力せず、波高値ＶＥ１，ＶＥ２を検出エネルギ補正部３６ｃに出力する。
【００８３】
検出エネルギ補正部３６ｃは、図示しない不揮発メモリを有し、予め収集された校正データを基に各検出器２１，アナログＡＳＩＣ２４のゲインおよびオフセットの各補正値を前記不揮発メモリに記憶している。そして、検出エネルギ補正部３６ｃは、アドレス演算部３６ａから入力された検出器ＩＤに対応した前記補正値を用いて波高値ＶＥ１，ＶＥ２から補正された波高値ＶＥ１′，ＶＥ２′算出し、それを検出時刻補正部３６ｂに出力する。また、検出エネルギ補正部３６ｃは、補正された波高値ＶＥ１′，ＶＥ２にもとづき、検出γ線のエネルギに対応した検出エネルギ値情報を生成してパケットデータ生成部３６ｄに出力する。
【００８４】
ノイズ判定部３６ｅがノイズ信号と判定した場合は、ノイズカウント信号を検出器ＩＤとともにノイズカウント部３６ｆに出力し、リセット信号をパケットデータ生成部３６ｄに出力し、波高値ＶＥ１，ＶＥ２は検出エネルギ補正部３６ｃに出力しない。
【００８５】
ノイズカウント部３６ｆは、図示しない不揮発メモリまたは揮発メモリを有し、検出器ＩＤごとにノイズカウントを計数し記憶し、所定の基準値以上のとき当該の検出器２１を異常と判定し、制御部３６ｇに出力する。また、制御部３６ｇは、図示しない不揮発メモリを有し、ノイズカウント部３６ｇからの異常判定出力を記憶し、それにもとづいて異常と判定された検出器ＩＤに対応する検出器２１からの出力信号に対する検出器制御部３６におけるデータ処理を制御する。
【００８６】
検出時刻補正部３６ｂはアドレス演算部３６ａから入力された検出時刻情報を検出エネルギ補正部３６ｃから入力され補正された波高値ＶＥ１′，ＶＥ２′にもとづいて補正し、パケットデータ生成部３６ｄに出力する。
【００８７】
パケットデータ生成部３６ｄは、検出エネルギ補正部３６ｃからの検出エネルギ値情報に、補正された検出時刻情報および検出器ＩＤを付加してデジタル情報であるパケットデータ（検出γ線情報，検出放射線情報）を生成し、データ転送部３７に出力する。データ転送部３７は、各検出信号処理部３４のパケットデータ生成部３６ｄから出力されたパケットデータを、例えば、定期的に１２枚の結合基板２０を収めている検出器ユニット２（図１５，図１６参照）の筐体３０の外側に１個設けられているユニット統合ＦＰＧＡ（Field Programmable Gate Array、以下、ＦＰＧＡと称する）３１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。
【００８８】
なお、検出時刻補正部３６ｂにおける検出時刻情報の補正方法、ノイズ判定部３６ｅにおけるγ線検出信号かノイズかの判定方法、ノイズカウント部３６ｆおよび制御部３６ｇの詳細な動作は後記する。
【００８９】
（検出器ユニット；結合基板の収納によるユニット化）
次に、前記した結合基板２０の筐体３０への収納によるユニット化を説明する。
【００９０】
図１０に示すように、検出器ユニット２は、１２枚の結合基板２０、この１２枚の結合基板２０に電荷収集用の電圧を供給する高圧電源装置ＰＳ，ＦＰＧＡ３１、外部との信号の授受を行う信号用のコネクタ、外部から電源の供給を受けるための電源用のコネクタ等を収納したり保持したりする筐体３０（図１１参照）等を備える。
【００９１】
図１０および図１１に示すように、結合基板２０は、奥行方向（被検体Ｐの体軸方向）には重なり合わないように３列、カメラ１１の周方向には４枚並んで筐体３０内に収められている。つまり、１個の筐体３０には、結合基板２０が１２枚収納されている。このように収納するため、奥行方向に伸びる１条のガイド溝Ｇ１を周方向に適宜離間して４列備えるガイド部材３９が、筺体３０の上端部に取り付けられている。ガイド部材３９は、各ガイド溝Ｇ１の部分に、天板３０ａの各コネクタＣ３と対向する位置にそれぞれ開口４０を有する。
【００９２】
さらに、奥行方向に伸びる１条のガイド溝Ｇ２を有する４つのガイド部材４１が、周方向に適宜離間して筐体３０の底板３０ｂの上面に取り付けられている（図１１参照）。ガイド溝Ｇ１，Ｇ２は、結合基板２０を３枚収納する分の奥行を持っている。結合基板２０のＡＳＩＣ基板２０Ｂ側端部がガイド溝Ｇ１に、結合基板２０の検出器基板２０Ａ側端部がガイド溝Ｇ２に、それぞれ挿入される。３枚の結合基板２０がガイド溝Ｇ１，Ｇ２の奥行方向に並んで保持されるようになっている。
【００９３】
ちなみに、結合基板２０は、ＡＳＩＣ基板２０Ｂ側端部と検出器基板２０Ａ側端部がガイド溝Ｇ１，Ｇ２内で摺動するようになっているので、指等で結合基板２０を、ガイド溝Ｇ１，Ｇ２内を滑らして所定の箇所に容易に位置させることができる。このとき、各基板コネクタＣ２はそれぞれ開口４０の部分に位置している。所定枚数の結合基板２０が筺体３０内に配置された後、天板３０ａが筺体３０の上端にネジ等で着脱自在に取り付けられる。天板３０ａに設けられた各コネクタＣ３は、該当する開口４０内に挿入されて該当する基板コネクタＣ２に接続される。
【００９４】
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２に示されるように、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、斜めになったりする。
【００９５】
筐体３０の天板３０ａには、図１１に示すように、前記した４列のガイド溝Ｇ１が備えられるほかに、ＦＰＧＡ３１およびコネクタ３８（図１０参照）が備えられる。コネクタ３８はＦＰＧＡ３１に接続される。ＦＰＧＡ３１は、現場でプログラムを組むことができる。この点、プログラムを組むことができないＡＳＩＣとは異なる。従って、本実施の形態のように、ＦＰＧＡ３１では、例えば、収納する結合基板２０の数や種類が変わった場合でも、結合基板枚数の変化にも適切に対応することができる。
【００９６】
なお、本実施の形態で用いているＣｄＴｅを半導体材料Ｓとする検出器２１は、光に反応して電荷を発生することから、筐体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から構成されると共に、光が侵入する隙間をなくすようにしてある。即ち、筐体３０は遮光性を有する構成をしている。ちなみに、遮光性が他の手段により確保される場合は、筐体３０はそれ自体が遮光性を有する必要はなく、検出器２１を着脱自在に保持する枠（枠体）で良い。例えば、筐体３０を枠構造とし、遮光用の面材等は不用とすることができる。
【００９７】
また、検出ユニット２内の全結合基板２０のデータ転送部３７から出力されたパケットデータ（結合基板２０の全検出器２１に対する全パケットデータ）が、検出ユニット２に設けられたＦＰＧＡ３１からデータ処理装置１２に送られる。
【００９８】
（電源）
次に、電荷収集用の電圧を供給する高圧電源装置ＰＳについて説明をする。図１０に示すように、検出器ユニット２は、ＦＰＧＡ３１の裏面側で筺体３０内に、導体金属材料で構成された隔壁３０ｃによって形成される空間に、各検出器２１に電荷収集用の電圧を供給する高圧電源装置ＰＳを設置している。この高圧電源装置ＰＳは、低圧の電源を供給され、図示しない電圧を昇圧するＤＣ−ＤＣコンバータにより電圧を５００Ｖに昇圧して各検出器２１に供給するようになっている。ちなみに、検出器２１は、検出器基板２０Ａ１枚について、片面で６４個、両面で１２８個備えられている。そして、この結合基板２０が１つの筐体３０には１２枚収納される。よって、高圧電源装置ＰＳからは、１２８×１２＝１５３６個の検出器２１に電圧が供給される。
【００９９】
本実施の形態では、検出器ユニット２に内蔵する高圧電源装置ＰＳが、天板３０ａに設けられた電源用のコネクタ４２およびコネクタ３８を介して電源配線により外部の低電圧（５〜１５Ｖ）の直流電源に接続されている。高圧電源装置ＰＳの高電圧側端子は、天板３０ａに設けられたコネクタ４３を介して、天板３０ａに設けられた１２個のコネクタＣ３に高圧電源配線４４によりそれぞれ接続されている。図１０では高圧電源配線４４は１本のみが例示としてコネクタ４３からコネクタＣ３に接続するように表示してあるが、実際にはコネクタ４３から高圧電源配線４４が各コネクタＣ３に配線されている。
【０１００】
高圧電源は、コネクタＣ３，各結合基板２０のコネクタＣ２，基板本体２０ｂ内の図示しない高圧電源配線，コネクタＣ１および基板本体２０ａ内の図示しない高圧電源配線を介して基板本体２０ａに設けられた各検出器２１の電極Ｃにそれぞれ接続される。コネクタＣ１，Ｃ２は、検出器２１の出力信号を伝えるコネクタ以外に、高圧電源配線用のコネクタを含んでいる。
【０１０１】
ちなみに、コネクタ３８から高圧電源装置ＰＳに供給された電圧は、高圧電源装置ＰＳ内の図示しないＤＣ−ＤＣコンバータにより５００Ｖに昇圧され、昇圧後、筐体３０の天板３０ａ内を通って、結合基板２０ごと、ＡＳＩＣ基板２０Ｂ→検出器基板２０Ａ→各検出器２１へと供給される。即ち、筐体３０（天板３０ａ）は、高圧電源装置ＰＳから各結合基板２０へ電圧を供給する図示しない電圧供給用の配線を備える。また、各結合基板２０は、基板コネクタＣ２を介して高圧電源装置ＰＳから供給された電圧を、各検出器２１に供給する電圧供給用の配線を備える。
【０１０２】
なお、天板３０ａを介してではなく、高圧電源装置ＰＳを、直接、基板本体２０ａに設けた高圧電源配線にコネクタを介して接続しても良い。また、高圧電源用のコネクタは、検出器２１の出力信号用のコネクタから分離して配置しても良い。
【０１０３】
《アナログＡＳＩＣおよびデジタルＡＳＩＣの動作説明》
次に、図１２から図１６を参照しながら本発明の特徴である検出器出力信号に対する処理について説明する。
（アナログＡＳＩＣの動作説明）
図１２の（ａ）は検出器２１を簡単な単層でモデル化し、検出器２１からの出力電流パルスＩＡからコンパレータ２４ｂが電圧信号であるタイミング信号ＶＴを出力する部分を示す図である。
【０１０４】
図１２の（ｂ）は、（ａ）における前置増幅器２４ａの入力側に発生する電流パルスＩＡの波形と、この電流パルスＩＡを前置増幅器２４ａで電圧信号に変換することにより出力として得られる電圧信号ＶＢ、すなわち、コンパレータ２４ｂの入力側に現れる電圧信号ＶＢの波形と、この電圧信号ＶＢにもとづき、所定の電圧ＶＬＤを閾値としてコンパレータ２４ｂから出力される、タイミング信号ＶＴとの関係を示す図である。
【０１０５】
検出器２１は、カソードＣ，アノードＡの両電極は、高圧電源２７と、コンデンサ２２を介して抵抗２３とに接続され、抵抗２３側のアノードＡは前置増幅器２４ａの入力側に接続されている。前置増幅器２４ａの出力側はコンパレータ２４ｂの入力側（＋）に接続され、閾値制御回路２４ｃからの出力電圧ＶＬＤがコンパレータ２４ｂの基準側（−）に接続されており、出力電圧ＶＢが所定の電圧閾値ＶＬＤ以上となると、コンパレータ２４の出力端子に現れるタイミング信号ＶＴが反転する。
【０１０６】
検出器２１にγ線が入射して吸収されると、吸収されたγ線エネルギに応じた電子・正孔対が発生し、高圧電源２７により印加した電界に引かれて、電子はアノードＡ側に、正孔はカソードＣ側に移動する。この電子と正孔の移動が、前置増幅器２４ａの入力側に発生する電流パルスＩＡとなる。検出器２１は有限の大きさがあり、γ線が吸収された位置により、電流パルスＩＡの出力信号波形が変化する。これはγ線が、検出器２１のカソードＣ近傍に入射した場合は、発生した電子が電流パルスＩＡに寄与する割合（以下、「電子寄与率」という）が大きく、反対にアノードＡ近傍で吸収された場合は、発生した電子が電流パルスＩＡに寄与する割合が小さいためである。電子と正孔との移動度（移動の速度）は一般的に１０倍以上の差で電子のほうが高いため、検出器２１で吸収される位置に依存して、検出器２１の出力する電流パルスＩＡの波形（出力信号波形）が変化する。アノードＡとカソードＣとの距離をＬ０、アノードＡと電子・正孔対発生場所との距離をＬｘとすると、Ｌｘ／Ｌ０＝１のときには検出器２１の検出したエネルギはほぼ電子の移動による電流となる。また、Ｌｘ／Ｌ０＝０.５では、電子と正孔の寄与する電流が半分ずつになる。また、Ｌｘ／Ｌ０＝０では発生した電流はほぼ正孔の移動に依存したものとなる。
【０１０７】
検出器２１のカソードＣ付近でγ線の吸収が起きた場合には、電圧信号ＶＢは電子寄与率がほぼ１（１００％）の信号波形となるため、最も早いタイミング検出となる。また、アノードＡとカソードＣの間でγ線の吸収が起きて電子寄与率が０.５（５０％）の場合、前者に比べて遅いタイミングでの立ち上がりの電圧信号ＶＢを出力する。また、アノードＡ付近でγ線の吸収が起きた場合には、電圧信号ＶＢは電子寄与率がほぼ０（０％）の信号波形となるため、最も遅いタイミングでの立ち上がり信号を出力する。検出器２１の構成や検出器２１に印加される電圧の値にも依存するが、一般にＰＥＴ装置１で用いる場合、検出器２１内の電子の移動時間（ｔｅ）は２０nsec（ナノ秒）〜５０nsecであり、検出器２１内の正孔の移動時間（ｔｈ）は２００nsec〜５００nsec程度となる。この場合、コンパレートする電圧閾値ＶＬＤにも依存するが、最も早いタイミング検出と、最も遅いタイミング検出の時間差は２００nsec〜３００nsec程度になり、半導体放射線検出器２１を用いた場合の同時計測において大きな問題となる。
【０１０８】
図１３の（ａ）は、検出器２１における放射線の散乱および吸収について説明した図であり、具体的には、散乱が起きたときのエネルギ吸収スペクトルを示す。横軸にγ線の検出エネルギを、縦軸に頻度を示す。検出器２１は検出したγ線のすべてのエネルギを吸収するとは限らず、素子の材質と、形状と、γ線のエネルギとに統計的に依存し、確率的に吸収または散乱を起こすことが知られている。検出器２１により出力された信号にもとづくピークホールド回路２４ｅが出力する波高値（電圧値）ＶＥ１は、検出器２１が吸収したγ線エネルギに比例する波高値ＶＥ１であるから、この波高値ＶＥ１を以って、ここではγ線の検出エネルギを表すこととする。検出エネルギＶＥ１がある値を超えると、吸収の発生する頻度がある値（ここでは５１１ｋｅＶ）でピークに達する。このとき、散乱の発生する度合が最も小さくなっている。
【０１０９】
図１３の（ｂ）は、検出器２１においてγ線の散乱，吸収が起こったときの様子を示す図であり、図１３の（ｃ）は、図１３の（ｂ）における前置増幅器２４ａの入力側に発生する電流パルスＩＡの波形と、この電流パルスＩＡを前置増幅器２４ａで電圧信号に変換することにより出力として得られる電圧信号ＶＢと、この電圧信号ＶＢにもとづきコンパレータ２４ｂから出力される、タイミング信号ＶＴとの関係を示す図である。
【０１１０】
検出器２１にγ線が入射して吸収したエネルギに応じた電子・正孔対を発生し、印加された電圧により生じた電界に引っ張られて、電子はアノードＡ側に、正孔はカソードＣ側に移動する。この電子と正孔の移動が、前置増幅器２４ａの入力側に発生する電流パルスＩＡとなる。ここでは一例として入射する放射線のエネルギが５１１ｋｅＶの場合を示しており、アノードＡとカソードＣの間の同じ位置において、すべてのエネルギが吸収された場合（図の左側）と、半分のエネルギが吸収され残りの半分のエネルギが散乱された場合（図の右側）とを示している。図１３の（ｃ）の電流パルスＩＡどちらの場合も発生した電子および正孔がそれぞれアノードＡおよびカソードＣに移動する時間ｔｅは変わらないが、前者と比較して、後者は検出器２１から出力される電流値が半分となる。
【０１１１】
電子寄与率が１００％の場合の電圧信号ＶＢの波形を例に説明すると、検出エネルギが変化した場合、例えば、一方が５１１ｋｅＶで他方が２５５ｋｅＶの場合、検出器２１内のカソードＣ近傍で発生する電子の数が変化し、その電流パルスＩＡの時間幅（電子の移動時間）ｔｅは両者で差異はないが、電流値（パルスの高さ）で差異が生じるため、コンパレータ２４ｂの入力側の電圧信号ＶＢの波形は、５１１ｋｅＶの場合よりも２５５ｋｅＶの場合のほうが傾きは小さくなるという差異が生じる。従って、コンパレータ２４ｂにて一定の電圧閾値ＶＬＤでコンパレートすると、５１１ｋｅＶの場合に比べ、２５５ｋｅＶの場合のほうに時間ｔ２だけ遅れが発生する。
【０１１２】
図８に戻ると、波形整形回路２４ｄの時定数は、例えば、１０００nsec、波形整形回路２４ｆの時定数は、例えば、５０nsecとする。検出器２１で発生した電子・正孔対は前置増幅器２４ａにより電圧信号ＶＢに変換された後、コンパレータ２４から所定の電圧閾値ＶＬＤにより弁別されたタイミング信号ＶＴを出力する。また、電圧信号ＶＢは、波形整形回路２４ｄを通じて雑音除去と波形整形とが施され、γ線検出エネルギＥ１に対応する電圧信号ＶＳ１に変換され、ピークホールド回路２４ｅでその波高値ＶＥ１が出力される。電圧信号ＶＢは、波形整形回路２４ｆを通じて電子・正孔対のうち電子の移動度に応じた時定数、５０nsecでフィルタされた電子の移動のみが寄与したγ線検出エネルギＥ２に対応する電圧信号ＶＳ２に変換され、ピークホールド回路２４ｇでその波高値ＶＥ２が出力される。
【０１１３】
図１４は、図８における各出力信号ＶＢ，ＶＴ，ＶＳ１，ＶＥ１，ＶＳ２，ＶＥ２の過渡的な応答波形を示す図である。電圧信号ＶＢが電圧閾値ＶＬＤ以上となったところで、タイミング信号ＶＴがＬｏｗレベルからＨｉレベルへと変化し、波形整形回路２４ｄおよび波形整形回路２４ｆそれぞれの出力ＶＳ１およびＶＳ２のピーク値をピークホールド回路２４ｅおよびピークホールド回路２４ｇがホールドする。波形整形回路２４ｄの前記した時定数１０００nsecは、検出器２１内の正孔の移動時間より長い時定数に設定して通過帯域を広くし、電子寄与分と正孔寄与分と両方の信号成分を合わせた全てのγ線検出信号ＶＢが通過するようにしてある。一方、波形整形回路２４ｆの前記したフィルタ時定数５０nsecは、検出器２１内の電子の移動時間と同等レベルの時定数に設定して通過帯域を狭くし、γ線検出信号ＶＢのうちの電子寄与分以外の信号成分が極力通過しないようにしてある。このように設定することで、検出エネルギと電子寄与率に対する情報を得ることができる。
【０１１４】
（ノイズ判定部の動作）
前記したように検出器２１においてγ線を検出した場合の前置増幅器２４ａから出力される電圧信号ＶＢは、カソードＣとアノードＡの位置に依存するが、γ線検出信号特有の時間変化分布を持つ。そのため、時定数１０００nsecの波形整形回路２４ｅと時定数５０nsecの波形整形回路２４ｇから出力される出力信号のそれぞれの波高値ＶＥ１と波高値ＶＥ２との間には、検出エネルギ、検出器２１内での吸収されるアノードＡとカソードＣ間の位置に応じて図１５中の領域８１〜８３の１点に対応する相関関係がある。
【０１１５】
図１５は波高値ＶＥ１と波高値ＶＥ２の相関関係を示す図であり、横軸に電子寄与分の波高値ＶＥ２、縦軸に電子と正孔の両方の寄与を含む波高値ＶＥ１をプロットしたものである。図１５において、領域８１は電子寄与分が支配的な場合の領域であり、領域８３は正孔の寄与分が高い場合の領域であり、領域８２は電子の寄与に正孔の寄与が一部加わった場合である。
【０１１６】
そして、領域８０はノイズ信号の場合である。ノイズ信号は、必ずしもδ関数的なスパイク波形とは限らず、時間スケールで幅広の波形もある。
【０１１７】
ノイズ判定部３６ｅは、図示しない不揮発メモリを有し、その不揮発メモリにはあらかじめ図１６に示すような波高値ＶＥ１，ＶＥ２をパラメータとした相関関係のテーブルデータを記憶させ、ノイズ判定部３６ｅが前記不揮発メモリに記憶された相関関係のテーブルデータにもとづき、入力された波高値ＶＥ１，ＶＥ２が領域８０に対応する場合ノイズ信号であると判定する処理をする。
【０１１８】
なお、図１６に示した相関関係を示すテーブルデータの代わりに、図１５の領域の境界の傾きを示す数式を前記不揮発メモリに記憶させても良いが、領域８１，８２，８３を合わせた領域と領域８０との境界が直線ではないので、正確なノイズ判定をするにはテーブルルックアップ形式の方が良い。
【０１１９】
ノイズ判定部３６ｅは、入力された波高値（電圧値）ＶＥ１，ＶＥ２にもとづき、γ線検出信号ＶＳ１が本来のγ線検出に起因するγ線検出信号であると、つまり、ノイズ信号ではないと判定した場合は、ノイズカウント信号を出力せず、２つの波高値ＶＥ１，ＶＥ２を検出時刻補正部３６ｂに出力し、波高値ＶＥ１をパケットデータ生成部３６ｄに出力する。ノイズ判定部３６ｅがノイズ信号と判定した場合は、ノイズカウント信号をノイズカウント部３６ｆに出力し、リセット信号をパケットデータ生成部３６ｄに出力し、波高値ＶＥ１，ＶＥ２は検出時刻補正部３６ｂに出力せず、また波高値ＶＥ１はパケットデータ生成部３６ｄに出力しない。
【０１２０】
したがって、ノイズ信号と判定された場合、検出時刻補正部３６ｂにおける後記する検出時刻情報の補正や、パケットデータ生成部３６ｄから同時計測処理をするデータ処理装置１２に不要なデータを出力しないので、デジタルＡＳＩＣ２６の負荷が軽減され、下流側での信号処理の負荷も軽減される。
【０１２１】
（ノイズカウント部）
また、ノイズカウント部３６ｆは、８チャンネル分の検出器２１に対するノイズ信号と判定された回数を記憶する不揮発メモリ機能を有している。ノイズ判定部３６ｅからノイズカウント信号を入力されたとき、入力される検出器ＩＤにもとづき、当該の検出器ＩＤのノイズカウント数を１回分加算して記憶する。そして、ノイズカウント部３６ｆは、１回分加算ごとに所定の基準値を超えているかどうかチェックし、あらかじめ設定された所定の基準値を超えている場合は、異常判定をして（不良と判定して）検出器ＩＤと異常判定を制御部３６ｇに出力する。異常判定をした検出器ＩＤにたいするノイズカウント値を０にリセットし、新しく計数を始める。
【０１２２】
ここで、ノイズカウント部３６ｆは、一定時間ごとのノイズカウントをして、一定時間後に自動的に０カウントにリセットする方式でも良い。
【０１２３】
（検出器出力信号処理制御部の動作）
制御部３６ｇは、不揮発メモリ機能を備え、異常判定を受信した場合、システムクロックにもとづく異常判定時刻と検出器ＩＤを記憶するとともに、アドレス演算部３６ａに当該の検出器ＩＤを入力し、記憶させる。
【０１２４】
アドレス演算部３６ａでは、記憶した検出器ＩＤに該当する検出器２１のチャンネルのタイミング信号ＶＴが入力されてもアドレス演算を行なわず検出器ＩＤを出力しないことにより、検出器制御部３６におけるデータ処理を行わせない。つまり、異常な検出器２１に対しては、アドレス演算部３６ａはＡＤＣ制御信号を出力しないのでＡＤＣ２５Ａ，２５Ｂによってピーク値が読み出されず、ＶＥ１，ＶＥ２を用いた演算処理は行われない。
【０１２５】
また、制御部３６ｇは、パケットデータ生成部３６ｄに、検出器ＩＤ、異常判定した時刻情報を含む不良情報を出力して、データ処理装置１２に送信し、不良情報を経時的に並べた履歴としてデータ処理装置１２の記憶装置に記憶させる。そうすることによって、定期的に操作者が異常な検出器２１の分布，時系列的な変化を表示させて点検することができる。
【０１２６】
また、制御部３６ｇは、異常判定された検出器ＩＤについて、自身の記憶している前回の異状判定時刻情報にもとづいて新たな異常判定が、ＰＥＴ装置１の作動時間における所定時間以上の経過時間入力されないか否かを判定する。所定時間以上の経過時間にわたってノイズ判定部３６ｅから異常判定が入力されない場合は、アドレス演算部３６ａに以前記憶させた、当該の異常判定された検出器ＩＤを記憶から消去させる。また、制御部３６ｇは、パケットデータ生成部３６ｄに、検出器ＩＤ、異常判定を解除した時刻情報を出力して、データ処理装置１２に送信し、不良情報としてデータ処理装置１２の記憶装置に記憶させる。
【０１２７】
検出器２１が埃の付着等によって一時的にノイズ信号を出力するようになり、その埃が検出器２１から離れてノイズ信号を出さなくなり正常に戻る場合もあり、このように制御部３６ｇが、アドレス演算部３６ａに記憶させた異常な検出器ＩＤの情報をリセットすることにより、以後、当該の検出器２１のチャンネルのγ線検出信号を検出器制御部３６で処理を始めることになる。
【０１２８】
なお、制御部３６ｇがノイズカウント部３６ｆから異常判定を受信する代わりに、制御部３６ｇが所定の周期でノイズカウント部３６ｆをチェックして、あらかじめ設定された所定の基準値を超えているかどうかチェックし、異常判定し、ノイズカウント部３６ｆの計数のリセットを制御するものとしても良い。
【０１２９】
また、検出器２１に対する信号処理を停止する方法は前記した方法に限定されない。例えば、検出器２１に個別に供給される高圧電源２７をオフすることにしても良いし、アドレス演算部３６ａにアドレス演算を停止させる代わりに、当該の検出器ＩＤのパケットデータに対して、パケットデータ生成部３６ｄに不良信号であることを示す識別情報である異常フラッグを付加させるようにしても良い。その場合、後流のデータ処理部１２では、パケットデータに含まれる異常フラッグを検出して信号処理から除外する。
【０１３０】
なお、図９には信号配線を図示省略したが、ノイズ判定部３６ｅで用いる図１５に示した相関データ，ノイズカウント部３６ｆで用いる異常判定する基準値等のデータは、操作コンソール１３の入力操作部１３ｂを用いてチェックしたり、入れ替えたりすることができる。
【０１３１】
（検出時刻情報の補正）
次に、２つのスロー系２４Ｂ，２４Ｃを有することにより、検出器２１でγ線を検出した時刻情報を補正する方法を説明する。
【０１３２】
前記した電子寄与率の情報から、図１２の（ｂ）に示した検出器２１におけるカソードＣ，アノードＡ間の間隔のどの位置でγ線エネルギが吸収されたかによる関係を用いて、タイミング信号ＶＴに対する補正値を求めることができる。
【０１３３】
各電子寄与率に対応するＶＢの波形は予め知ることができるから、ＶＴがＨｉレベルとなった時刻すなわちその電子寄与率に対応するＶＢの波形がＶＢ＝ＶＬＤの水平線と交差する時刻と、真のγ線検出のイベント発生時刻との間の時間を求めることがきる。この時間の値を用いてタイミング検出回路３５の出力である時刻情報を補正すれば、正しい時刻情報を得ることができる。また、Ｎ個の電子寄与率を任意に選び、その各々に対応する補正値を予め算出して検出時刻補正部３６ｂにテーブルとして格納しておけば、電圧信号ＶＥ１，ＶＥ２が入力される度に補正値を算出する必要がなくなり、信号処理の高速化に有効である。
【０１３４】
次に前記したコンプトン散乱が検出器２１において起こった場合を考える。その場合でも、図１３の（ｃ）に示した検出エネルギによるタイミング信号ＶＴの変化の関係から、タイミング信号ＶＴを正しく補正して時刻情報を得ることができる。
【０１３５】
電圧信号ＶＥ１は電圧信号ＶＢに比例するから、電圧信号ＶＥ１をモニタすることで電圧信号ＶＢの値が求まる。γ線が本来持っているエネルギに相当する電圧値と電圧信号ＶＢとの差分が、散乱によって失われたエネルギに相当する電圧値ということになる。また、電子の移動時間ｔｅは検出器２１の素子サイズと検出器２１にかかる印加電圧とによって一意に決まる値であるから、各電圧信号ＶＢの波形が単調増加から一定に変化する時刻が決まり、２つの波形の単調増加部分の傾きが求まる。これらの波形がＶＢ＝ＶＬＤの水平線と交差する２つの点の間隔として時間ｔ２を求めることができる。このｔ２を用いてタイミング信号ＶＴを補正すれば、正しい時刻情報を得ることができる。この場合も同様に、Ｎ個の電圧信号ＶＢの値を任意に選び、その各々に対応する補正値を予め算出してテーブルとして検出時刻補正部３６ｂに格納しておけば、電圧信号ＶＥ１，ＶＥ２が入力される度に補正値を算出する必要がなくなり、ＰＥＴ装置１の高速化に有効である。
【０１３６】
図１６に電圧ＶＥ１と電圧ＶＥ２をパラメータにした補正データテーブルを示す。前記した電子寄与率の情報ＶＥ２にもとづく補正値と、散乱によってエネルギ量の値が減少した全エネルギ情報ＶＥ１にもとづく補正値とで構成された２次元データを要素とする２次元マトリクスとなっている。よって、この補正データテーブルを検出時刻補正部３６ｂが有しておれば、放射線の検出器２１におけるγ線エネルギ吸収位置に依存する電子寄与率の変動と、検出器２１における放射線の散乱による検出エネルギの変動と、両者の変動によるタイミング信号の真値からのずれの補正を一度に実行することが可能となり、ＰＥＴ装置１の高速化に有効である。
【０１３７】
（データ処理装置の作用）
こうして、デジタルＡＳＩＣ２６から出力された、（１）検出エネルギ値情報、（２）検出時刻情報、および（３）検出器ＩＤを含むパケットデータは、ＦＰＧＡ３１や情報伝送用配線を介して後段のデータ処理装置１２（図２参照）に送信される。データ処理装置１２の同時計測装置１２Ａは、デジタルＡＳＩＣ２６から送信されたパケットデータをもとに、同時計測処理（設定時間の時間窓で所定エネルギのγ線を２個検出したときは、これらのγ線を、１つの陽電子の消滅により発生した一対のγ線であるか否かを判定して、γ線対だけを画像生成用のデータとして残す処理）を行って、同時計測処理したその一対のγ線を一個として計数し、その一対のγ線を検出した２つの検出器２１の位置をそれらの検出器ＩＤより特定する。
【０１３８】
データ処理装置１２は、前記の時間窓内で検出されたγ線検出信号が３つ以上ある（γ線を検出した検出器２１が３つ以上ある）場合に、それらのγ線検出信号の検出エネルギ値情報等を用いて３つ以上あるγ線検出信号のどれが１つの５１１ｋｅＶのγ線の入射に伴うコンプトン散乱等による一連のγ線検出信号であるかの判定、そのときのγ線が最初に入射した検出器ＩＤの特定、さらに、５１１ｋｅＶの一対のγ線であるか否かを判定し、その後同時計測処理を行う。
【０１３９】
特定された一対の検出器２１が同時計測されて１つの計数値が生成される。また、データ処理装置１２の断層像情報作成装置１２Ｂは、同時計測で得た計数値および検出器２１の位置情報を用いて、放射性薬剤の集積位置、すなわち悪性腫瘍位置での被検体Ｐの断層像情報を作成する。この断層像情報は表示装置１３ａに表示される。前記のデジタル情報、同時計測で得た計数値および検出器２１の位置情報、および断層像情報等の情報は、データ処理装置１２の記憶装置に記憶される。
【０１４０】
（第１の実施の形態の効果）
図１２を用いて説明した検出器２１内でのγ線のエネルギを吸収する位置と電子寄与率が変化したときに、検出時刻に遅れが生じる現象は、γ線検出エネルギと電子寄与率とが決定すれば一意に決まるものである。このことは、図１３を用いて説明した放射線の散乱が起こった場合でも同様である。
【０１４１】
従って、本実施の形態によれば、検出タイミングＶＴ，γ線検出エネルギ（波高値）ＶＥ１，γ線検出エネルギのうちの電子寄与分の波高値ＶＥ２の情報を、検出器制御部３６に伝えることで、タイミング信号ＶＴの補正が可能となる。タイミング検出時刻の分布について、補正前は電子移動度の寄与率の低いものは時刻が遅い側に対して大きくすそのを引いていたのに対して、補正後は真の検出時刻の近傍に観測データのサンプルが集まる結果となる。従って、真の同時刻発生イベントを同時刻とみなせる確率が高くなり、観測データ中の有効イベントが増加する。この結果、半導体放射線検出器２１を用いたＰＥＴ装置１の最大のデメリットである有効データの損失を抑制し、シンチレータを用いた従来のＰＥＴ装置と同等の撮像時間において、高コントラスト，高分解能の画像を取得することが可能となる。
【０１４２】
また、本実施の形態によれば、雑音に対するタイミングばらつきの影響を小さく抑えることができる。雑音は特に検出器２１や前置増幅器２４ａから発生する。特開２００２−２４３８５８号公報に開示された従来技術は、前置増幅器の出力を電流制御器に通してからコンパレータに通すので、γ線検出信号ＶＢの波形の傾きを緩やかにすることになり、信号強度と雑音強度との比（Ｓ／Ｎ）が劣化する。本実施の形態では、タイミング信号ＶＴを出力する経路、すなわちファースト系２４Ａに電流制御器のようなＳ／Ｎを劣化される原因となるフィルタに類する特性を持つブロックが存在しない。そのため、Ｓ／Ｎの良好な状態でコンパレートを実行することができ、雑音に対するタイミング信号ＶＴのばらつきを抑制することができる。
【０１４３】
ここで、γ線検出エネルギに相当する波高値ＶＥ１および電子寄与分の波高値ＶＥ２は、いずれもフィルタを介して出力される信号なので、プロセスばらつきの影響を受けることになる。しかし、この種のばらつきは雑音に起因するものではなく、単に、フィルタを構成する回路素子が持つ素子ばらつきに起因するものなので、キャリブレーションをかけることにより入力信号毎にプロセスばらつきの補正を実行することが可能である。
【０１４４】
また、本実施の形態によれば、ＰＥＴ装置１における撮像時間の短縮が可能となる。前記特開２００２−２４３８５８号公報に開示された従来技術は、高速のタイミング信号を常に強制的に低速のタイミング信号のスルーレートに合わせるため、電子寄与率の高いイベントが多く発生した場合でも、タイミング検出を行うコンパレータでの雑音や回路のオフセットに対する時間ばらつきが顕著になる傾向があると思われる。これに対して本実施の形態は、電子寄与率を観測するための波高値ＶＥ２を用いてタイミング信号ＶＴに対する補正値を決定するので、電子寄与率が高いγ線検出信号に対してはより高速な立ち上がり波形でのタイミング検出が可能となる。よって、平均的に見れば前記従来技術よりも本実施の形態のほうがタイミング検出のばらつきを小さくすることで有効カウントが増加するため、ＰＥＴ装置１における撮像時間の短縮が可能となる。
【０１４５】
さらに、本実施の形態によれば、診断画像のコントラストを向上させることが可能となる。時間ばらつきが多くなればなるほど、放射線入射というイベントの発生が同時刻でない２つの信号を同時刻と判定する誤りが増加するので、前記特開２００２−２４３８５８号公報に開示された従来技術では誤検出による診断画像のコントラストの劣化があると思われる。これに対して本実施の形態は、前記のようにより有効カウントをより多く取得する撮像が可能であるから、断層画像のコントラストを向上させることも可能となる。
【０１４６】
また、本実施の形態によれば、ノイズ判定部３６ｅにおいて前置増幅器２４ａの出力信号ごとに波高値ＶＥ１と波高値ＶＥ２の値が相関関係のテーブルデータに照らし合わされて、本来のγ線検出信号かノイズかを判定されて、ノイズと判定した場合は、その信号に対する検出時刻補正処理やパケットデータを生成してデータ処理装置１２へ送るということをさせないので、高計数率のＰＥＴ装置１におけるデジタルＡＳＩＣ２６，ＦＰＧＡ３１の信号処理負荷を低減することができる。
【０１４７】
特に、入射γ線が複数の検出器２１間で複数のγ線検出信号を発生させる場合、つまり、散乱がある場合も、この複数のγ線検出信号を本来の５１１ｋｅＶの入射γ線によるものと判定して、ＰＥＴ画像生成に使用するようなＰＥＴ装置１においては、データ処理装置１２における検出γ線エネルギ値に対する閾値を低く設定して、散乱を考慮した信号処理をする必要がある。その場合、ノイズをγ線検出信号として信号処理の対象とする確率が増加するが、本実施の形態によれば散乱による低エネルギのγ線検出信号とノイズを効率よく判定して選別でき、データ処理装置１２の信号処理の負荷を低減でき、画質の劣化を防止できる。また、低エネルギのγ線検出信号に対してノイズと区別のつかない異常のある検出器２１のアドレスを早期に発見して自動的に除外できる。
【０１４８】
そして、このノイズ判定には、特別の追加のアナログＡＳＩＣ２４の回路を必要とせず、γ線検出時刻をより精度良くするためのスロー系２４Ｂ，２４Ｃの出力信号を利用することで済むので、信号処理装置のコスト上好都合である。
【０１４９】
特に、特許文献１に記載された従来技術では、径方向に多層に配置された検出器間での計数率の比から異常の判定をするのに対し、本実施の形態における異常の判定は、１個の検出器２１からの出力信号で判定できるので、後記するように径方向に多層に放射線検出器が配置されていない場合、例えば、シンチレータと光電子増倍管を用いたＰＥＴ装置にも適用できる。
【０１５０】
また、高い頻度でノイズを出力する検出器２１のチャンネルが存在した場合も、ノイズカウント部３６ｆで所定の基準値よりもノイズカウント信号を多く出力する検出器２１のチャンネルを検出して、制御部３６ｇに異常判定を出力し、制御部３６ｇがアドレス演算部３６ａに当該の検出器２１からの出力信号に対するアドレス演算や、ＡＤＣ２５Ａ，２５Ｂの制御をさせないので、デジタルＡＳＩＣ２６，ＦＰＧＡ３１の信号処理負荷を低減することができる。
【０１５１】
このようにノイズ信号を画像生成のためにデジタルＡＳＩＣ２６からパケットデータとしてデータ処理装置１２に出力することを抑制できるので、画質のよいＰＥＴ画像を生成できる。
【０１５２】
また、制御部３６ｇは、異常判定された検出器２１に対して、所定の周期でノイズカウントの状態をチェックし、ノイズカウントの発生頻度が所定の基準値を満たしている場合は、ＰＥＴ画像生成のために復帰させるので、一時的な検出器異常に対しても自動復帰できる。
【０１５３】
さらに、制御部３６ｇは、異常判定された検出器２１に対して、異常判定された日時時刻情報と、検出器ＩＤを操作コンソール１３に出力するので、メンテナンス時に操作コンソール１３側でその情報を見て、検出器ユニット２や、ユニット基板の点検の必要の有無の判断、検出器２１全体の異常分布のモニタができる。
【０１５４】
なお、ノイズ判定部３６ｅに記憶させる相関データや、ノイズカウント部３６ｆが用いる異常判定に対する基準値データは、操作コンソール１３から変更可能なので、検出器２１の出力信号の経時変化、ＰＥＴ装置１の設置環境の変化などによる出力信号の波形の変化にも柔軟に対応した再設定が可能となる。
【０１５５】
なお、本実施の形態においては、ノイズカウント部３６ｆで異常な検出器と判定した場合、制御部３６ｇはその信号を検出器制御部３６において以後処理させないようにする制御としていたが、それに限定するものではない。例えば、当該の検出器２１に対しての検出γ線エネルギ値に対する処理において、ノイズと判定されなかった検出γ線信号に対して、入射γ線エネルギの５１１ｋｅＶに対して所定のエネルギ幅を設けたエネルギウインドに対応したものだけを処理するように制限しても良い。
【０１５６】
《第２の実施の形態》
次に、本発明に係る他の実施の形態である核医学診断装置を図１７から図２０を参照しながら説明する。本実施の形態の核医学診断装置は、ＳＰＥＣＴ装置である。
【０１５７】
第１の実施形態と同じ構成については同じ符号を付し、重複する説明を省略する。
【０１５８】
図１７はＳＰＥＣＴ装置の構成を示す斜視図であり、図１８はＳＰＥＣＴ装置におけるアナログＡＳＩＣとデジタルＡＳＩＣの接続関係を示したブロック図である。図１９は、アナログＡＳＩＣの機能ブロック図であり、図２０はデジタルＡＳＩＣの機能ブロック図である。
【０１５９】
ＳＰＥＣＴ装置５１は、一対の放射線カメラ部５２，回転支持台５７，データ処理装置５８、および操作コンソール１３Ａを備える。放射線カメラ部５２は、回転支持台５７に周方向に１８０°ずれた位置に対向配置されている。具体的には、それぞれの放射線カメラ部５２の各ユニット支持部材５６が周方向に１８０°隔てた位置で回転支持台５７に取り付けられている。１２枚の結合基板１２０を含む複数の検出器ユニット１０２がそれぞれのユニット支持部材５６に着脱可能に取り付けられている。
【０１６０】
検出器２１は検出器ユニット１０２に保持される。それぞれの検出器ユニット１０２の構成は、結合基板１２０の構成を除いて第１の実施の形態における検出器ユニット２の構成と同じである。
【０１６１】
結合基板１２０は、第１の実施の形態の結合基板２０と同様に検出器基板１２０ＡおよびＡＳＩＣ基板１２０Ｂを有する（図１９参照）。各検出器基板１２０Ａの先端部に位置する検出器２１はベッド１４側に位置する。放射線遮蔽材、例えば、鉛，タングステン等で作られたコリメータ５５がそれぞれの放射線カメラ部５２の被検体Ｐ側に設けられている。各コリメータ５５は、γ線が通過する多数の放射線通路を形成している。これらの放射線通路は、１つの放射線カメラ部５２の各検出器基板１２０Ａの先端部に位置する各検出器２１と一対一に対応して設けられている。結合基板１２０およびコリメータ５５は回転支持台５７に設置された遮光・電磁シールド５４内に配置されている。コリメータ５５は遮光・電磁シールド５４に取り付けられる。遮光・電磁シールド５４はγ線以外の電磁波の検出器２１等への影響を遮断している。
【０１６２】
放射性薬剤が投与された被検体Ｐが載っているベッド１４が移動され、被検体Ｐは、一対の放射線カメラ部５２の間に移動される。回転支持台５６が回転されることによって、各放射線カメラ部５２が被検体Ｐの周囲を旋回する。放射性薬剤が集積した被検体Ｐ内の集積部、例えば、患部から放出されたγ線がコリメータ５５の放射線通路を通って対応する検出器２１に入射する。γ線が検出器２１と相互作用をすると検出器２１はγ線検出信号を出力する。このγ線検出信号は、後記するアナログＡＳＩＣ１２４およびデジタルＡＳＩＣ１２６で処理される。
【０１６３】
本実施の形態に用いられる検出器基板１２０Ａの構成は第１の実施の形態におけるその構成と同じであるので、本実施の形態での説明は省略する。結合基板１２０を構成するＡＳＩＣ基板１２０Ｂを、図１８から図２０を参照しながら説明する。
【０１６４】
第１の実施の形態における結合基板２０と同様にＡＳＩＣ基板１２０Ｂは検出器基板１２０ＡにコネクタＣ１により接続されている。ＡＳＩＣ基板１２０Ｂは、検出器２１ごとに設けられたコンデンサ２２および抵抗２３、４個のアナログＡＳＩＣ１２４、および１個のデジタルＡＳＩＣ１２６を有する。
【０１６５】
アナログＡＳＩＣ１２４は、前置増幅器２４ａ，第１のスロー系２４Ｂと第２のスロー系２４Ｃと、トリガ出力回路２４ｈを有するアナログ信号処理回路１３３を３２組備えている。アナログ信号処理回路１３３は検出器２１ごとに設けられている。
【０１６６】
ここで、ＳＰＥＣＴ装置５１ではγ線対の同時計測をしないので、高速のγ線検出トリガ信号を必要としないので、第１のスロー系２４Ｂの波形整形回路２４ｄの出力信号ＶＳ１を用い、出力信号ＶＳ１がトリガ出力回路２４ｈに入力されている。トリガ出力回路２４ｈは、ノイズの影響を除去するため、設定レベル以上のγ線検出信号ＶＳ１を入力したときにトリガ信号ＶＴ′を出力する。
【０１６７】
デジタルＡＳＩＣ１２６は、１６組の検出信号処理部１３４および１個のデータ転送部３７Ａを有しており、各検出信号処理部１３４は８個のタイミング検出部１３５と１個の検出器制御部１３６を有している。デジタルＡＳＩＣ１２６はこれらをＬＳＩ化したものである。ＳＰＥＣＴ装置５１に設けられた全てのデジタルＡＳＩＣ１２６は、図示されていない６４ＭＨｚのクロック発生装置（水晶発振器）からのクロック信号を受け、同期して動作している。各デジタルＡＳＩＣ１２６に入力されたクロック信号は、全検出信号処理部１３４内のそれぞれのタイミング検出部１３５，検出器制御部１３６に入力される。
【０１６８】
タイミング検出部１３５は、検出器２１ごとに設けられ、該当するアナログ信号処理回路１３３のトリガ出力回路２４ｈからタイミング信号ＶＴ′が入力される。タイミング検出部１３５はタイミング信号ＶＴ′が入力された時のクロック信号にもとづいてγ線の検出時刻を決定し、検出時刻情報を生成する。
【０１６９】
検出器制御部１３６は、アドレス演算部３６ａ，検出エネルギ補正部３６ｃ，パケットデータ生成部１３６ｄ，ノイズ判定部３６ｅ，ノイズカウント部３６ｆ，制御部３６ｇを有している。
【０１７０】
アドレス演算部３６ａは、タイミング検出部１３５からγ線を検出したタイミング信号ＶＴ′に対応する検出時刻情報を受け、その検出器ＩＤを特定し、検出器ＩＤと検出時刻情報を検出エネルギ補正部３６ｃ，パケットデータ生成部１３６ｄ，ノイズ判定部３６ｅに出力する。すなわち、アドレス演算部３６ａは、アドレス演算部３６ａに接続される各タイミング検出部１３５に対する検出器ＩＤを記憶しており、あるタイミング検出部１３５から検出時刻情報が入力されたとき、そのタイミング検出部１３５に対応する検出器ＩＤを特定できる。これは、タイミング検出部１３５が検出器２１ごとに設けられていることにより可能となる。
【０１７１】
さらに、アドレス演算部３６ａは、トリガ信号を入力された後、前記特定された検出器ＩＤを含むアナログ信号処理回路１３３にピークホールド制御信号を出力し、また、検出器ＩＤとＡＤＣ制御信号をＡＤＣ２５Ａ，２５Ｂに出力する。ピークホールド制御信号を受けたアナログ信号処理回路１３３のピークホールド回路２４ｅ，２４ｇは、波形整形回路２４ｄ，２４ｆから入力される信号に対してピークホールド処理をする。そして、所定時間後にアドレス演算部３６ａからリセット信号を受け、ピークホールド処理を解除する。ＡＤＣ２５Ａ，２５Ｂは、アドレス演算部３６ａから入力された検出器ＩＤに対応するアナログ信号処理回路１３３のピークホールド回路２４ｅ，２４ｇから出力された波高値（電圧値）ＶＥ１，ＶＥ２を、デジタル信号に変換してノイズ判定部３６ｅに出力する。この波高値ＶＥ１，ＶＥ２は、ノイズ判定部３６ｅに入力される。
【０１７２】
ノイズ判定部３６ｅは２つの波高値ＶＥ１，ＶＥ２の相関からノイズ信号かγ線検出信号かを判定する。ノイズ判定部３６ｅがγ線検出信号と判定した場合は、波高値ＶＥ１，ＶＥ２を検出エネルギ補正部３６ｃに出力し、ノイズカウント信号をノイズカウント部３６ｆに出力しない。
【０１７３】
検出エネルギ補正部３６ｃは、アドレス演算部３６ａから入力された検出器ＩＤに対応した検出器２１，アナログＡＳＩＣ１２４のゲインおよびオフセットに対する補正値を用いて、波高値ＶＥ１，ＶＥ２から補正された波高値ＶＥ１′，ＶＥ２′算出し、検出γ線のエネルギに対応した検出エネルギ値情報を生成してパケットデータ生成部１３６ｄに出力する。
【０１７４】
ノイズ判定部３６ｅがノイズ信号と判定した場合は、ノイズカウント信号を検出器ＩＤとともにノイズカウント部３６ｆに出力し、リセット信号をパケットデータ生成部３６ｄに出力する。
【０１７５】
（検出器出力信号処理制御部の動作）
ノイズカウント部３６ｆと制御部３６ｇは、第１の実施の形態と同じ機能を有し、同様に動作する。
【０１７６】
パケットデータ生成部１３６ｄは、検出エネルギ値情報に、検出器ＩＤと検出時刻情報を付加してパケットデータ（検出γ線情報，検出放射線情報）として生成し、データ転送部３７Ａに出力する。データ転送部３７Ａは、各検出信号処理部１３４のパケットデータ生成部３６ｄから出力されたデジタル情報であるパケットデータを、例えば、定期的に１２枚の結合基板１２０を収めている検出器ユニット１０２（図１７参照）の筐体の外側に１個設けられているＦＰＧＡ３１Ａに送信する。ＦＰＧＡ３１Ａは、それらのデジタル情報をコネクタ３８Ａに接続された情報伝送用配線を介してデータ処理装置５８に送信する。
【０１７７】
データ処理装置５８は、回転支持台５７を回転させるモータ（図示せず）の回転軸に連結された角度計（図示せず）で検出された回転角度が入力される。この回転角度は、それぞれの放射線カメラ部５２の回転角度を示し、具体的にはそれぞれの検出器２１の回転角度を示している。データ処理装置５８は、この回転角度をもとに、旋回している各検出器２１の旋回軌道上での位置（位置座標）を求める。このため、γ線を検出した時点での検出器２１の位置（位置座標）が求められる。データ処理装置５８は、γ線を検出した検出器ＩＤをもとに、検出エネルギ値が設定値以上になるγ線を計数する。ここでの検出エネルギ値は、コリメータ５５の放射線通路の延長線上に位置する複数の検出器２１（図６（ａ）では直線に並んだ４個の検出器２１）で、同時計数があった場合は、各γ線検出信号の検出エネルギ値を加算した値である。この計数は、回転支持台５７の回転中心を基準に０.５°ごとに区切って得られる各領域に対してなされる。
【０１７８】
なお、データ処理装置５８は、γ線を検出した時点での検出器２１の位置情報およびγ線の計数値（計数情報）を用いて、放射性薬剤の集積位置、すなわち悪性腫瘍位置での被検体Ｐの断層像情報を作成する。この断層像情報は表示装置１３ａに表示される。前記のパケットデータ、同時計測で得た計数値および検出器２１の位置情報、および断層像情報等の情報は、データ処理装置５８の記憶装置に記憶される。
【０１７９】
また、本実施の形態によれば、ノイズ判定部３６ｅにおいてノイズと判定した場合は、その信号に対してパケットデータを生成してデータ処理装置５８へ送るということをさせないので、デジタルＡＳＩＣ１２６，ＦＰＧＡ３１Ａの信号処理負荷を低減することができる。
【０１８０】
特に、特許文献１に記載された従来技術では、多層に配置された検出器間での計数率の比から異常の判定をするのに対し、本実施の形態における異常の判定は、１個の検出器２１からの出力信号で判定できるので、後記するように径方向に多層に放射線検出器が配置されていない場合、例えば、シンチレータと光電子増倍管を用いたＰＥＴ装置にも適用できる。
【０１８１】
また、高い頻度でノイズを出力する検出器２１のチャンネルが存在した場合も、ノイズカウント部３６ｆで所定の基準値よりもノイズカウント信号を多く出力する検出器２１のチャンネルを検出して、制御部３６ｇに異常判定を出力し、制御部３６ｇがアドレス演算部３６ａに当該の検出器２１からの出力信号に対するアドレス演算や、ＡＤＣ２５Ａ，２５Ｂの制御をさせないので、デジタルＡＳＩＣ１２６，ＦＰＧＡ３１Ａの信号処理負荷を低減することができる。
【０１８２】
このようにノイズ信号を画像生成のためにデジタルＡＳＩＣ１２６からパケットデータとしてデータ処理装置５８に出力することを抑制できるので、画質のよいＳＰＥＣＴ画像を生成できる。
【０１８３】
また、制御部３６ｇは、異常判定された検出器２１に対して、所定の周期でノイズカウントの状態をチェックし、ノイズカウントの発生頻度が所定の基準値を満たしている場合は、ＳＰＥＣＴ画像生成のために復帰させるので、一時的な検出器異常に対しても自動復帰できる。
【０１８４】
さらに、制御部３６ｇは、異常判定された検出器２１に対して、異常判定された日時時刻情報と、検出器ＩＤを操作コンソール１３Ａに出力するので、メンテナンス時に操作コンソール１３Ａ側でその情報を見て、検出器ユニット１０２や、ユニット基板の点検の必要の有無の判断，異常な検出器２１の分布のモニタができる。
【０１８５】
なお、ノイズ判定部３６ｅに記憶させる相関データや、ノイズカウント部３６ｆが用いる異常判定に対する基準値データは、操作コンソール１３Ａから変更可能なので、検出器２１の出力信号の経時変化，ＳＰＥＣＴ装置５１の設置環境の変化などによる出力信号の波形の変化にも柔軟に対応した再設定が可能となる。
【０１８６】
なお、第１の実施の形態および第２の実施の形態において、ピークホールド回路から出力されるピーク値を用いたが、その代わりにタイミング信号にもとづくサンプルピーク値を用いるものとしても良い。
【０１８７】
ちなみに、第１の実施の形態および第２の実施の形態において、ノイズ判定に用いる第１と第２のスロー系２４Ｂ，２４Ｃは、第１のスロー系２４Ｂを本来のγ線検出エネルギ測定用とし、それをノイズ判定にも兼用する構成としたが、それは回路構成を少なくするためである。本来のγ線検出エネルギ測定用のスロー系と全く別個にノイズ判定用の時定数の異なるスロー系を２つ、つまり、１個の検出器２１に対してスロー系を３つ用意する構成でも良い。
【０１８８】
なお、以上の第１の実施の形態および第２の実施の形態では、放射線検出器として半導体放射線検出器２１を用いたＰＥＴ装置１，ＳＰＥＣＴ装置５１について説明したが、本発明はそれに限定されるものではない。
【０１８９】
前記したＮａＩ等のシンチレータと、光電子増倍管またはフォトダイオードとを組み合わせたγ線検出器を用いたＰＥＴ装置，ＳＰＥＣＴ装置にも本発明は適用できる。
【０１９０】
その場合は、被検体Ｐの体軸に対して径方向にシンチレータを用いたγ線検出器を多層に配置することは無く、１層の構成であり、周方向および体軸方向に複数配置するのが普通である。
【０１９１】
この場合、シンチレータから出力されるシンチレーション光を光電子増倍管またはフォトダイオードが受けて、光量に応じた電気信号に変換するので、半導体放射線検出器の場合のように、正孔と電子の移動度の差による検出信号波形における差は生じない。したがって時定数の異なる第１のスロー系と第２のスロー系それぞれから出力される波高値ＶＥ１，ＶＥ２に対して、ノイズ判定部３６ｅは、図２１に示す領域８４に含まれる場合は、本来のγ線検出信号であるとし、領域８０に含まれる場合はノイズと判定する。そして、その判定結果にもとづいて、ノイズカウント部３６ｆ，制御部３６ｇは、第１の実施の形態，第２の実施の形態に示した様に機能できる。
【０１９２】
また、γ線検出器からの出力信号が本来のγ線検出信号かノイズかの判定方法は、第１の実施の形態および第２の実施の形態において説明したような時定数の異なる波形整形回路からの出力信号の波高値の比較に限定されるものではない。例えば、公開文献“ASTRON
OMY & ASTROPHYSICS SUPPLEMENT SERIES”（１２２、３５７−３６９（１９９７））のＦ
ｉｇ.５に示されているように、γ線検出器からの出力信号の波高値と波形選別（例えば、波形の立ち上がり特性）との相関から判別するようにしても良い。
【０１９３】
なお、以上の各実施の形態ではＰＥＴ装置１およびＳＰＥＣＴ装置５１について述べたが、ガンマカメラ装置にも本発明を適用することができる。ガンマカメラは、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。
【０１９４】
なお、ＰＥＴ装置１やＳＰＥＣＴ装置５１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良い。
【０１９５】
核医学診断装置においては、被験者からのガンマ線がある放射線検出器内で散乱され、別の放射線検出器にて吸収されることによって、複数の放射線検出器にエネルギを附与する場合がある。このような場合に対し、特開２００３−２５５０４８号公報に開示されているように、二つ、あるいはそれ以上の放射線検出器での放射線検出情報を元に、散乱される前のガンマ線が被検体Ｐに投与した放射性薬剤からのガンマ線かどうかを判定し、そうであった場合は有効な信号として処理することが考えられる。以下、このような手法を散乱線処理と呼ぶ。核医学診断装置は、ノイズ判定手段から出力された出力信号に基づいて、放射線検出器で散乱した放射線による複数の放射線信号を一つの放射線信号として特定する散乱線処理手段を有する。ここで散乱線処理手段は、パケットデータ生成部３６ｄ，ＦＰＧＡ３１，データ処理装置１２のいずれでも良い。パケットデータ生成部３６ｄよりもＦＰＧＡ３１の方が多くの放射線信号を有するので散乱線処理の対象範囲が広く、ＦＰＧＡ３１よりデータ処理装置１２の方が多くの放射線信号を有するので散乱線処理の対象範囲が広い。散乱線処理手段よりも上流側のノイズ判定手段でノイズではないと判定して、判定後の出力信号に基づいて散乱線処理手段が散乱線処理を行うことで、散乱線処理の負荷を低減できる。また、散乱線処理により有効な信号が増えるため、精度の良い診断画像が期待できる。
【０１９６】
散乱線処理において、散乱される前のガンマ線が被検体Ｐに投与した放射性薬剤からのガンマ線かどうかを判定する上で、エネルギ情報が一つの有力な情報となる。そのため、放射線検出器としてエネルギ分解能に優れる半導体検出器を用いることが好ましい。
【０１９７】
散乱線処理を行う場合には、放射線検出器にて検出されるエネルギは元のガンマ線よりも小さくなる。不良検出器が発するノイズ信号は、一般にはエネルギが低いものが多いため、散乱線処理を行わない場合には問題とならなかったノイズ信号でも、散乱線処理を行う上では重大な障害となり得る。本発明によれば、エネルギの大小に拘らず、ノイズ信号の寄与を抑えることができるため、精度の良い診断画像が提供できる。
【符号の説明】
【０１９８】
１ ＰＥＴ装置（核医学診断装置）
２，１０２ 検出器ユニット
２Ａ ユニット支持部材（支持部材）
１１ カメラ（撮像装置）
１１ａ 蓋
１１ｂ 開口部
１２ データ処理装置
１２Ａ 同時計測装置
１２Ｂ 断層像情報作成装置
１３ 操作コンソール
１３ａ 表示装置
１３ｂ 入力操作部（入力手段）
１４ ベッド
２０，１２０ 結合基板（ユニット基板）
２０Ａ，１２０Ａ 検出器基板
２０ａ，２０ｂ 基板本体
２０Ｂ，１２０Ｂ ＡＳＩＣ基板
２１ 半導体放射線検出器
２２ コンデンサ
２３ 抵抗
２４，１２４ アナログＡＳＩＣ（集積回路，信号処理装置）
２４Ａ ファースト系
２４Ｂ，２４Ｃ スロー系
２４ａ 前置増幅器
２４ｂ コンパレータ
２４ｃ 閾値制御回路
２４ｄ，２４ｆ 波形整形回路（波形処理回路）
２４ｅ，２４ｇ ピークホールド回路（波形処理回路）
２５，２５Ａ，２５Ｂ アナログ／デジタル変換器（信号処理装置）
２６，１２６ デジタルＡＳＩＣ（集積回路，信号処理装置）
２７ 高圧電源
３０ 筐体（収納部材）
３０ａ 天板
３０ｂ 底板
３０ｃ 隔壁
３１ ユニット統合ＦＰＧＡ
３３，１３３ アナログ信号処理回路
３４，１３４ 検出信号処理部
３５ タイミング検出部
３６，１３６ 検出器制御部
３６ａ アドレス演算部
３６ｂ 検出時刻補正部
３６ｃ 検出エネルギ補正部
３６ｄ パケットデータ生成部
３６ｅ ノイズ判定部（判定手段）
３６ｆ ノイズカウント部（計数手段）
３６ｇ 検出器出力信号処理制御部（制御手段）
３７ データ転送部
３８，４２，４３ コネクタ
５１ ＳＰＥＣＴ装置（核医学診断装置）
２１１ 検出素子
Ｃ１，Ｃ３ コネクタ
Ｃ２ 基板コネクタ
ＰＳ 高圧電源装置
【特許請求の範囲】
【請求項１】
周方向に複数の開口部を形成した支持部材と、前記開口部にそれぞれ挿入されて前記支
持部材に着脱自在に取り付けられた複数の検出器ユニットとを備え、前記検出器ユニット
が、遮光性を有する収納部材、および前記収納部材内に着脱自在に収納される複数のユニ
ット基板を有し、
前記ユニット基板が、γ線を入射する複数の半導体放射線検出器、および前記複数の半
導体放射線検出器のそれぞれが出力するγ線検出信号を処理する集積回路を含み、
前記集積回路が、γ線を検出した前記半導体放射線検出器のアドレス情報を含む検出γ
線情報を出力し、
さらに、
前記検出器ユニットは、それぞれの前記ユニット基板に含まれた集積回路から出力され
る前記検出γ線情報を前記検出器ユニットの外部に出力する他の集積回路を有し、前記他
の集積回路を、前記収納部材の外面に設置している核医学診断装置において、
前記γ線検出信号を処理する集積回路は、
前記半導体放射線検出器からの出力信号を本来の前記γ線検出信号かノイズかを判定す
る判定手段と、
前記ノイズと判定された回数を前記半導体放射線検出器ごとに計数する計数手段と、
前記ノイズと判定された回数にもとづいてその半導体放射線検出器を不良と判定し、前
記不良と判定された半導体放射線検出器からの出力信号を処理しないように制御する制御
手段と、
を有することを特徴とする核医学診断装置。
【請求項２】
前記γ線検出信号を処理する集積回路は、前記半導体放射線検出器からの出力信号を波形処理する異なる時定数の２つの波形処理回路を有し、
前記判定手段は、前記２つの波形処理回路からの出力信号にもとづいて判定することを
特徴とする請求項１に記載の核医学診断装置。
【請求項３】
前記制御手段は、前記不良と判定された半導体放射線検出器へ供給する電源を遮断する
ことで当該の半導体放射線検出器からの出力信号を処理しないように制御することを特徴
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。
【請求項４】
前記制御手段は、前記不良と判定された半導体放射線検出器に対しては、前記検出γ線
情報に不良信号であることを示す識別情報を付加し、
画像生成のときに識別可能とすることで当該の放射線検出器からの出力信号を処理しな
いように制御させ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。
【請求項５】
被検体からまたは被検体を透過した放射線を検出する複数の放射線検出器と、それぞれ
の前記放射線検出器と接続され、前記放射線検出器からの出力信号を処理する信号処理装
置と、を有する撮像装置を備え、該撮像装置の信号処理装置から出力される検出放射線情
報にもとづいて画像生成する核医学診断装置において、
前記信号処理装置は、
前記放射線検出器からの出力信号を本来の放射線検出信号かノイズかを判定し、ノイズ
と判定された場合は前記出力信号を処理しないように制御するノイズ判定手段を有するこ
とを特徴とする核医学診断装置。
【請求項６】
周方向に複数の開口部を形成した支持部材と、前記開口部にそれぞれ挿入されて前記支
持部材に着脱自在に取り付けられた複数の検出器ユニットとを備え、前記検出器ユニット
が、遮光性を有する収納部材、および前記収納部材内に着脱自在に収納される複数のユニ
ット基板を有し、
前記ユニット基板が、前記複数の半導体放射線検出器、および前記複数の半導体放射線
検出器のそれぞれが出力するγ線検出信号を処理する集積回路を含み、
前記集積回路が、γ線を検出した前記半導体放射線検出器のアドレス情報を含む検出γ
線情報を出力し、
さらに、
前記検出器ユニットは、それぞれの前記ユニット基板に含まれた集積回路から出力され
る前記検出γ線情報を前記検出器ユニットの外部に出力する他の集積回路を有し、前記他
の集積回路を、前記収納部材の外面に設置し、
前記γ線検出信号を処理する集積回路は、前記ノイズ判定手段を有することを特徴とす
る請求項５に記載の核医学診断装置。
【請求項７】
前記信号処理装置は、前記放射線検出器からの出力信号を波形処理する異なる時定数の
２つの波形処理回路を有し、
前記ノイズ判定手段は、前記２つの波形処理回路からの出力信号にもとづいて判定することを特徴とする請求項５又は６に記載の核医学診断装置。
【請求項８】
前記ノイズ判定手段における前記本来の前記放射線検出信号かノイズかを判定するときの判定条件および前記不良と判定する条件の、少なくとも一方は、外部からの入力手段により設定可能であることを特徴とする請求項５または請求項６に記載の核医学診断装置。
【請求項９】
前記不良と判定された放射線検出器についての、不良情報を操作者に提示可能に出力で
きることを特徴とする請求項５から請求項８のいずれか１項に記載の核医学診断装置。
【請求項１０】
前記放射線検出器は、半導体素子を用いた半導体放射線検出器であることを特徴とする
請求項５から請求項８のいずれか１項に記載の核医学診断装置。
【請求項１１】
前記判定手段における前記本来の前記放射線検出信号かノイズかを判定するときの判定
条件および前記不良と判定する条件の、少なくとも一方は、外部からの入力手段により設
定可能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。
【請求項１２】
前記不良と判定された放射線検出器についての、不良情報を操作者に提示可能に出力で
きることを特徴とする請求項１から請求項１１のいずれか１項に記載の核医学診断装置。
【請求項１３】
前記集積回路から出力される前記検出γ線情報にもとづいて断層像情報を作成する断層
像情報作成装置を備えたこと、
を特徴とする請求項１から請求項４のいずれか１項に記載の核医学診断装置。
【請求項１４】
前記核医学診断装置は、前記ノイズ判定手段から出力された出力信号に基づいて、放射
線検出器で散乱した放射線による複数の放射線信号を一つの放射線信号として特定する散
乱線処理手段を有することを特徴とする請求項５から請求項１０のいずれか１項に記載の
核医学診断装置。
【請求項１】
周方向に複数の開口部を形成した支持部材と、前記開口部にそれぞれ挿入されて前記支
持部材に着脱自在に取り付けられた複数の検出器ユニットとを備え、前記検出器ユニット
が、遮光性を有する収納部材、および前記収納部材内に着脱自在に収納される複数のユニ
ット基板を有し、
前記ユニット基板が、γ線を入射する複数の半導体放射線検出器、および前記複数の半
導体放射線検出器のそれぞれが出力するγ線検出信号を処理する集積回路を含み、
前記集積回路が、γ線を検出した前記半導体放射線検出器のアドレス情報を含む検出γ
線情報を出力し、
さらに、
前記検出器ユニットは、それぞれの前記ユニット基板に含まれた集積回路から出力され
る前記検出γ線情報を前記検出器ユニットの外部に出力する他の集積回路を有し、前記他
の集積回路を、前記収納部材の外面に設置している核医学診断装置において、
前記γ線検出信号を処理する集積回路は、
前記半導体放射線検出器からの出力信号を本来の前記γ線検出信号かノイズかを判定す
る判定手段と、
前記ノイズと判定された回数を前記半導体放射線検出器ごとに計数する計数手段と、
前記ノイズと判定された回数にもとづいてその半導体放射線検出器を不良と判定し、前
記不良と判定された半導体放射線検出器からの出力信号を処理しないように制御する制御
手段と、
を有することを特徴とする核医学診断装置。
【請求項２】
前記γ線検出信号を処理する集積回路は、前記半導体放射線検出器からの出力信号を波形処理する異なる時定数の２つの波形処理回路を有し、
前記判定手段は、前記２つの波形処理回路からの出力信号にもとづいて判定することを
特徴とする請求項１に記載の核医学診断装置。
【請求項３】
前記制御手段は、前記不良と判定された半導体放射線検出器へ供給する電源を遮断する
ことで当該の半導体放射線検出器からの出力信号を処理しないように制御することを特徴
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。
【請求項４】
前記制御手段は、前記不良と判定された半導体放射線検出器に対しては、前記検出γ線
情報に不良信号であることを示す識別情報を付加し、
画像生成のときに識別可能とすることで当該の放射線検出器からの出力信号を処理しな
いように制御させ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。
【請求項５】
被検体からまたは被検体を透過した放射線を検出する複数の放射線検出器と、それぞれ
の前記放射線検出器と接続され、前記放射線検出器からの出力信号を処理する信号処理装
置と、を有する撮像装置を備え、該撮像装置の信号処理装置から出力される検出放射線情
報にもとづいて画像生成する核医学診断装置において、
前記信号処理装置は、
前記放射線検出器からの出力信号を本来の放射線検出信号かノイズかを判定し、ノイズ
と判定された場合は前記出力信号を処理しないように制御するノイズ判定手段を有するこ
とを特徴とする核医学診断装置。
【請求項６】
周方向に複数の開口部を形成した支持部材と、前記開口部にそれぞれ挿入されて前記支
持部材に着脱自在に取り付けられた複数の検出器ユニットとを備え、前記検出器ユニット
が、遮光性を有する収納部材、および前記収納部材内に着脱自在に収納される複数のユニ
ット基板を有し、
前記ユニット基板が、前記複数の半導体放射線検出器、および前記複数の半導体放射線
検出器のそれぞれが出力するγ線検出信号を処理する集積回路を含み、
前記集積回路が、γ線を検出した前記半導体放射線検出器のアドレス情報を含む検出γ
線情報を出力し、
さらに、
前記検出器ユニットは、それぞれの前記ユニット基板に含まれた集積回路から出力され
る前記検出γ線情報を前記検出器ユニットの外部に出力する他の集積回路を有し、前記他
の集積回路を、前記収納部材の外面に設置し、
前記γ線検出信号を処理する集積回路は、前記ノイズ判定手段を有することを特徴とす
る請求項５に記載の核医学診断装置。
【請求項７】
前記信号処理装置は、前記放射線検出器からの出力信号を波形処理する異なる時定数の
２つの波形処理回路を有し、
前記ノイズ判定手段は、前記２つの波形処理回路からの出力信号にもとづいて判定することを特徴とする請求項５又は６に記載の核医学診断装置。
【請求項８】
前記ノイズ判定手段における前記本来の前記放射線検出信号かノイズかを判定するときの判定条件および前記不良と判定する条件の、少なくとも一方は、外部からの入力手段により設定可能であることを特徴とする請求項５または請求項６に記載の核医学診断装置。
【請求項９】
前記不良と判定された放射線検出器についての、不良情報を操作者に提示可能に出力で
きることを特徴とする請求項５から請求項８のいずれか１項に記載の核医学診断装置。
【請求項１０】
前記放射線検出器は、半導体素子を用いた半導体放射線検出器であることを特徴とする
請求項５から請求項８のいずれか１項に記載の核医学診断装置。
【請求項１１】
前記判定手段における前記本来の前記放射線検出信号かノイズかを判定するときの判定
条件および前記不良と判定する条件の、少なくとも一方は、外部からの入力手段により設
定可能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。
【請求項１２】
前記不良と判定された放射線検出器についての、不良情報を操作者に提示可能に出力で
きることを特徴とする請求項１から請求項１１のいずれか１項に記載の核医学診断装置。
【請求項１３】
前記集積回路から出力される前記検出γ線情報にもとづいて断層像情報を作成する断層
像情報作成装置を備えたこと、
を特徴とする請求項１から請求項４のいずれか１項に記載の核医学診断装置。
【請求項１４】
前記核医学診断装置は、前記ノイズ判定手段から出力された出力信号に基づいて、放射
線検出器で散乱した放射線による複数の放射線信号を一つの放射線信号として特定する散
乱線処理手段を有することを特徴とする請求項５から請求項１０のいずれか１項に記載の
核医学診断装置。
【図１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【図１３】
【図１４】
【図１５】
【図１６】
【図１７】
【図１８】
【図１９】
【図２０】
【図２１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【図１３】
【図１４】
【図１５】
【図１６】
【図１７】
【図１８】
【図１９】
【図２０】
【図２１】
【公開番号】特開２０１１−２３７４５７（Ｐ２０１１−２３７４５７Ａ）
【公開日】平成２３年１１月２４日（２０１１．１１．２４）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２０１１−１８６７２４（Ｐ２０１１−１８６７２４）
【出願日】平成２３年８月３０日（２０１１．８．３０）
【分割の表示】特願２００７−２３８６６０（Ｐ２００７−２３８６６０）の分割
【原出願日】平成１９年９月１４日（２００７．９．１４）
【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２３年１１月２４日（２０１１．１１．２４）
【国際特許分類】
【出願日】平成２３年８月３０日（２０１１．８．３０）
【分割の表示】特願２００７−２３８６６０（Ｐ２００７−２３８６６０）の分割
【原出願日】平成１９年９月１４日（２００７．９．１４）
【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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