CN110770604B - 放射线检测装置以及具备该放射线检测装置的核医学诊断装置 - Google Patents

Abstract

放射线检测装置(300)被用于核医学诊断装置，具备多个闪烁体(44)、半导体受光器件(SiPM)、位置检测电路(214)以及定时检测电路(216)。闪烁体将从被检体(15)照射的γ射线变换为荧光。半导体受光器件与多个闪烁体分别对应地设置，将由对应的闪烁体进行变换所得到的荧光变换为电信号。位置检测电路基于来自半导体受光器件的电信号来确定多个闪烁体中的γ射线的检测位置。定时检测电路与半导体受光器件的阳极连接，用于确定与检测γ射线的事件的发生时间对应的时间信息。

Description

放射线检测装置以及具备该放射线检测装置的核医学诊断 装置

技术领域

本发明涉及一种用于对从被投放了放射性药剂的被检体放出的放射线进行检测的放射线检测装置以及具备该放射线检测装置的核医学诊断装置，更具体地说，涉及一种使在放射线检测装置中检测的γ射线的检测时间以及检测位置的精度提高的技术。

背景技术

作为基于从被投放了放射性药剂的被检体放出的放射线求出被检体的医学用数据的核医学诊断装置，已知如PET(Positron Emission Tomography：正电子发射断层成像)装置和SPECT(Single Photon Emission Computed Tomography：单光子发射断层成像)装置那样的核医学成像装置。

PET装置利用多个检测器来检测由于正电子(Positron)的湮灭而产生的两条γ射线。具体地说，向被检体投放含有正电子放出核素的放射性药剂(放射性示踪剂)，利用多个放射线检测器检测从被进行了投放的被检体内放出的对湮灭γ射线。然后，在利用两个放射线检测器在固定时间内检测到γ射线的情况下，将这两条γ射线作为对湮灭γ射线对来进行计数，在将检测到γ射线的两个放射线检测位置连接的直线上确定对湮灭γ射线的产生位置。在TOF(Time of Flight：飞行时间)型PET装置中，利用由这两个检测器检测到的对湮灭γ射线对的检测时间差，来确定上述直线上的对湮灭γ射线的产生地点，并将检测到的γ射线的剂量分布进行图像化，由此能够得到核医学图像。

在如PET装置那样的核医学诊断装置中，作为用于检测γ射线的检测器，一般使用将入射的γ射线变换为在紫外线区域具有峰的荧光的闪烁体和将来自闪烁体的光电子进行倍增后变换为电信号的受光器件。作为受光器件，以往采用使用了多个倍增器电极的光电倍增管(PMT：Photomultiplier Tube)，但近年来也有时采用将雪崩光电二极管(APD：Avalanche Photodiode)用作半导体元件阵列的硅光电倍增管(SiPM：SiliconPhotomultiplier)。与PMT相比，SiPM具有不易受到磁性影响的特性，因此，也能够应用于使MRI装置与核医学诊断装置一体化所得到的装置等。

此外，在本说明书中，将γ射线变换为电信号的设备被称为“放射线检测器(或者γ射线检测器)”，将包括该放射线检测器和后级的信号处理电路的结构称为“放射线检测装置”。

现有技术文献

非专利文献

非专利文献1：M F Bieniosek，J W Cates，C S Levin“Achieving fast timingperformance with multiplexed SiPMs”，Institute of Physics and Engineering inMedicine，Physics in Medicine and Biology Vol.61，p.2879-28 92，April 2016.

发明内容

发明要解决的问题

在核医学诊断装置中，要求提供分辨率更高的图像。为了实现该要求，有时使用具有呈阵列状配置的多个受光器件的放射线检测器。通过设为这样的结构，能够精度更高地检测放射线检测器的可检测区域中的γ射线的入射位置。

在这样的结构中，为了提高放射线检测器的位置检测精度，更优选的是针对多个受光器件的各个受光器件分别设置单独的读出电路。然而，在一个放射线检测器中以二维的阵列状配置多个受光器件的情况下(例如100个×100个)，每个检测器需要几千～几万个读出电路，进而在整个PET装置中需要几倍～几十倍的读出电路。于是，担心装置规模和装置成本会大幅地增加。

针对这样的问题，在非专利文献1中提出了如下的方法：使用多路转换器电路，针对一个读出电路电并联连接多个SiPM的输出信号，并且进行各输出信号的重心运算，由此使用较少的读出电路求出可检测区域中的γ射线的入射位置。

在此，在将SiPM用作受光器件的情况下，通过SiPM自身所具有的寄生电容和信号处理电路的输入阻抗来形成低通滤波器，因此可能发生受光信号的高频成分劣化的情况。特别地，在SiPM的并联连接数增多时，受光信号的高频成分的劣化程度进一步增大，因此难以检测受光信号的上升沿。因此，γ射线的入射定时的检测特性(以下，也称为“定时特性”。)有可能降低。

本发明是为了解决这样的课题而完成的，其目的在于在被用于核医学诊断装置的放射线检测装置中抑制检测信号的定时特性的降低并且提高位置检测精度。

用于解决问题的方案

本发明的放射线检测装置被用于核医学诊断装置。放射线检测装置具备多个闪烁体、半导体受光器件、位置检测电路以及定时检测电路。闪烁体将从被检体照射的γ射线变换为荧光。半导体受光器件与多个闪烁体分别对应地设置，半导体受光器件将由对应的闪烁体进行变换所得到的荧光变换为电信号。位置检测电路基于来自半导体受光器件的阳极的电信号，来确定多个闪烁体中的γ射线的检测位置。定时检测电路与半导体受光器件的阳极连接，用于确定与检测γ射线的事件的发生时间对应的时间信息。

这样，能够使用来自半导体受光器件的阳极的相同的电信号来进行γ射线的受光位置的确定以及γ射线的检测定时的确定。因此，通过调整来自该阳极的电信号，能够使位置检测和时间检测这两方的特性产生同样的倾向的变化。因而，能够同时实现位置检测精度的提高和时间检测精度的提高。

优选的是，所述多个闪烁体以阵列状配置。位置检测电路基于关于阵列的行的电信号的第一加权相加信号和关于阵列的列的电信号的第二加权相加信号，来确定阵列中的γ射线的检测位置。

这样，能够根据以阵列状排列的多个闪烁体的按各行和各列进行汇总所得到的信号，来确定γ射线的检测位置。因而，在位置检测电路中，能够使用于进行位置检测的信号数比闪烁体的数量(即，半导体受光器件的数量)少，能够抑制装置规模和装置成本的增大。

优选的是，放射线检测装置还具备电源电压和重心运算电路，其中，该重心运算电路生成所述第一加权相加信号和所述第二加权相加信号。多个半导体受光器件在电源电压与重心运算电路之间并联连接。半导体受光器件的阴极与电源电压连接，阳极与重心运算电路连接。在检测到来自多个半导体受光器件中的任意一个半导体受光器件的信号的情况下，定时检测电路确定与检测γ射线的事件的发生时间对应的时间信息。

通过设为这样的结构，在向并联连接的多个半导体受光器件中的任意一个半导体受光器件照射γ射线的情况下，能够利用定时检测电路适当地检测γ射线。

优选的是，还具备电容器，该电容器连接在定时检测电路与各半导体受光器件的阳极之间。

这样，通过经由电容器将定时检测电路连接于半导体受光器件的阳极，能够利用定时检测电路来检测半导体受光器件的电信号的高频成分(即，响应速度快的成分)。因此，能够提高γ射线的时间检测精度。

优选的是，电容器的电容是根据与重心运算电路并联连接的半导体受光器件的数量来决定的。

当使半导体受光器件并联连接时，通过其寄生电容成分以及与定时检测电路连接的电容器来形成低通滤波器。所形成的低通滤波器使由定时检测电路检测的电信号的高频成分衰减，有可能导致时间检测精度的降低。因此，通过根据并联连接的半导体受光器件的数量适当地设定与定时检测电路连接的电容器的电容，能够抑制时间检测精度的降低。

优选的是，与重心运算电路并联连接的半导体受光器件的数量是根据定时检测电路所要求的检测精度来决定的。

如上所述，当使半导体受光器件并联连接时，由于通过其寄生电容成分形成的低通滤波器，定时检测电路的时间检测精度受到影响。因此，通过根据定时检测电路所需要的检测精度来决定并联连接的半导体受光器件的数量，能够确保期望的时间检测精度。

本发明的核医学诊断装置具备所述任意一项所述的放射线检测装置。

发明的效果

根据本发明，在被用于核医学诊断装置的放射线检测装置中能够抑制检测信号的定时特性的降低并且能够提高位置检测精度。

附图说明

图1是按照本实施方式的PET装置的整体概要图。

图2是图1中的γ射线检测器的概要立体图。

图3是示出图1中的数据收集部的详细情况的功能框图。

图4是用于说明图3的波形整形电路的图。

图5是用于说明比较例中的信号处理电路的图。

图6是用于说明重心运算电路的结构的一例的图。

图7是示出在比较例中检测到的位置检测对应图的例子的图。

图8是示出理想的位置检测对应图的图。

图9是示出比较例中的重心运算波形的一例的图。

图10是用于说明本实施方式中的信号处理电路的图。

图11是示出本实施方式中的重心运算波形的一例的图。

图12是示出本实施方式中的位置检测对应图的一例的图。

图13是示出本实施方式中的位置检测对应图的另一例的图。

具体实施方式

下面，参照附图来详细地说明本发明的实施方式。此外，对图中相同或相当的部分标注相同的附图标记，不重复其说明。

[核医学诊断装置的结构]

图1是按照本实施方式的核医学诊断装置的整体概要图。在图1中示出了核医学诊断装置为PET装置100的情况的例子，但核医学诊断装置不限于此，只要是使用所谓的放射线检测器的装置即可，例如也可以是SPECT装置那样的其它装置。此外，在本实施方式中，作为放射线，以γ射线的情况为例进行说明。

参照图1，PET装置100具备台架装置10、控制装置200、显示装置260以及操作部270。此外，图1的(a)是台架装置10的主视图，(b)是台架装置10的侧视图。

台架装置10包括用于载置被检体15的顶板20、使顶板20移动的移动装置22、具有开口部的大致圆筒形状的机架30以及配置在机架30内的检测器环40。

控制装置200包括数据收集部210、控制部220以及驱动部230。控制部220例如包括CPU(中央运算处理装置)、存储器等存储装置。另外，数据收集部210和驱动部230可以由微处理器或FPGA(Field Programmable Gate Array：现场可编程门阵列)构成，也可以是控制部220的CPU的一部分结构。

被检体15被载置在设置于顶板20的缓冲垫24上。顶板20以沿图中用箭头AR表示的Z方向贯通机架30和检测器环40的开口部的方式设置，能够沿Z方向往复。通过来自驱动部230的驱动信号来控制移动装置22，该移动装置22调整顶板20的高度，并且使顶板20沿Z方向移动，从而将载置在顶板20上的被检体15导入机架30的开口部内。

检测器环40是通过将多个单位环在Z方向上排列而构成的，该单位环是通过在与Z方向垂直的平面上放射状地配置多个放射线检测器42而形成的。

如图2所示，放射线检测器42(以下也称为“γ射线检测器42”。)构成为包括受光传感器45和由阵列状的多个闪烁体构成的闪烁体块44。闪烁体块44的各闪烁体将从含有被投放到被检体15的正电子放出核素的放射性药剂(放射性示踪剂)50(例如，氟脱氧葡萄糖(FDG))放射的放射线(γ射线)52变换为在紫外线区域具有峰的荧光。在受光传感器45中，与各闪烁体对应地设置有受光器件，各受光器件将由对应的闪烁体进行变换所得到的光电子进行倍增后变换为电信号。在本实施方式中，作为受光器件，使用将雪崩光电二极管(AMD)用作半导体阵列的硅光电倍增管(SiPM)。γ射线检测器42将生成的电信号输出到图1的控制装置200内的数据收集部210。

数据收集部210对从γ射线检测器42接收到的信号进行处理后输出到控制部220。控制部220基于来自数据收集部210的接收信号将检测出的γ射线的剂量分布进行图像化，并将该图像显示在显示装置260中。

操作部270构成为包括例如键盘、触摸面板、鼠标(均未图示)等那样的指示设备。操作部270从操作者接收用于使台架装置10的移动装置22动作的指示以及摄像的开始/停止等指示。操作部270将响应于操作者的操作而产生的信号输出到控制部220。控制部220根据来自操作部270的信号来控制驱动部230，从而驱动移动装置22。

此外，在本实施方式中，将包括γ射线检测器42和数据收集部210的结构称为“放射线检测装置”。

图3是用于说明图1中的数据收集部210的详细情况的功能框图。参照图3，数据收集部210包括与构成检测器环40的各γ射线检测器42对应地设置的FE(Front End：前端)电路212以及同时计数电路218。各FE电路212包括波形整形电路213、位置检测电路214、能量检测电路215以及定时检测电路216。

波形整形电路213接收由γ射线检测器42生成的电信号，来进行该电信号的模拟波形数据的波形整形处理。具体地说，波形整形电路213对如图4的(a)所示的来自γ射线检测器42的模拟波形数据执行积分处理、微分处理等运算处理，生成如图4的(b)所示那样的、波峰值表示能量的数据。波形整形电路213将生成的数据输出到位置检测电路214、能量检测电路215。

位置检测电路214接收由波形整形电路213生成的数据，判定在闪烁体块44中的哪个闪烁体中检测到γ射线。具体地说，通过运算由波形整形电路213生成的数据的重心位置，来确定检测到γ射线的闪烁体的位置。位置检测电路214向同时计数电路218输出表示确定出的闪烁体位置的数据。

能量检测电路215接收由波形整形电路213生成的数据，并检测能量。能量检测电路215向同时计数电路218输出表示检测到的能量的数据。

定时检测电路216根据图4的(a)所示的来自γ射线检测器42的模拟波形数据，来检测与检测γ射线的事件的发生时间对应的时间信息、即γ射线的检测时间(入射定时)。例如，将图4的(a)所示的模拟波形数据的值超过规定的阈值的时间点确定为γ射线的检测时间。定时检测电路216向同时计数电路218输出确定出的检测时间的数据。

同时计数电路218接收来自各FE电路212的数据，生成用于决定从正电子放出的对湮灭γ射线的入射方向的同时计数信息。具体地说，同时计数电路218基于来自多个FE电路212的数据来检索γ射线的入射定时(检测时间)处于规定的时间窗口宽度以内且受光信号的能量均处于固定的能量窗口宽度以内的γ射线检测器的组合。然后，同时计数电路218将检索到的γ射线检测器的组合确定为同时检测到从一个正电子放射的两个湮灭光子的γ射线检测器。即，意味着在将确定出的两个γ射线检测器连接的直线上存在放出γ射线的放射性示踪物50。

并且，同时计数电路218基于来自定时检测电路216的数据来运算来自该放射性示踪物50的两个湮灭光子的检测时间差(即，从γ射线检测器到放射性示踪物的距离：TOF)，确定将上述两个γ射线检测器连接的直线上的放射性示踪物50的位置。同时计数电路218将与确定出的γ射线检测器的位置及放射性示踪物50的位置有关的数据输出到控制部220。

在控制部220中，通过对从同时计数电路218接收到的数据进行重构来生成被检体15的图像，并将该图像显示在显示装置260中。医生等诊断者使用所显示的被检体15的图像来执行核医学诊断。

在具有这种结构的PET装置中，为了进行准确的诊断，要求提供分辨率更高的图像。为了提高分辨率，需要(1)提高各γ射线检测器中的γ射线的入射位置检测精度以及(2)提高两个γ射线检测器中的γ射线的检测时间差的检测精度(时间分辨率)。

为了提高各γ射线检测器中的入射位置的检测精度，优选针对各受光器件(SiPM)以1∶1的比例设置单独的信号处理电路。然而，在一个γ射线检测器中以二维的阵列状配置多个受光器件的情况下，需要与受光器件相同数量的信号处理电路，结果是，在整个PET装置中可能需要几万～几十万个信号处理电路。这样，装置规模变得庞大，并且装置成本也增加。

为了应对这样的状况，提出了如下的结构：在各γ射线检测器中，使用多路转换器电路将多个受光器件并联连接，针对该多个受光器件设置一个信号处理电路，由此削减装置整体的信号处理电路。

图5是用于说明比较例的放射线检测装置300A中的信号处理电路的图。参照图5，在该比较例的信号处理电路中包括偏置电压BIAS、电阻RL、作为受光器件的多个SiPM、重心运算电路60以及电容器Cf。

多个SiPM与以阵列状配置的多个闪烁体(图2)对应地设置，如图6所示那样以阵列状配置。在图6的例子中示出了16个SiPM被配置为4×4的阵列的情况。

电阻RL的一端与偏压BIAS连接，另一端与多个SiPM的各SiPM的阴极连接。各SiPM的阳极分别与重心运算电路60连接。

另外，电阻RL的一端(SiPM的阴极)也经由电容器Cf而与FE电路212的定时检测电路216连接。通过该电容器Cf，仅将SiPM的阳极(即，节点ND)的电压变化的高频成分传递到定时检测电路216。

当向γ射线检测器42入射γ射线并利用多个SiPM中的任意一个SiPM进行检测时，在检测到γ射线的SiPM中流过电流，由此节点ND的电压如图4的(a)所示那样呈脉冲状地降低。如果该电压的降低量大于规定量，则向定时检测电路216输出信号。由此，在定时检测电路216中确定γ射线的检测时间。

重心运算电路60是生成用于判定在以阵列状配置的多个SiPM中的哪个SiPM中检测到γ射线的信号的电路。具体地说，如图6所示，将以阵列状排列的SiPM的各行的并联信号分别通过电阻R1～R4进行加权后相加，来生成位置检测信号Xa、Xb。同样地，将SiPM的各列的并联信号分别通过电阻R1～R4进行加权后相加，来生成位置检测信号Ya、Yb。所生成的位置检测信号被输出到FE电路212的波形整形电路213。

例如，在将电阻值设定为R1<R2<R3<R4的情况下，位置检测信号Xa，在第一行的SiPM中检测到γ射线时，位置检测信号Xa的振幅最大，在第四行的SiPM中检测到γ射线时，位置检测信号Xa的振幅最小。即，能够根据位置检测信号Xa的振幅来确定在哪一行的SiPM中检测到γ射线。同样地，能够根据位置检测信号Ya的振幅来确定在哪一列的SiPM中检测到γ射线。因而，通过使用位置检测信号Xa和位置检测信号Ya，能够确定在以阵列状排列的SiPM中的哪个SiPM中检测到γ射线(位置检测电路214)。

此外，对于各行和各列而言，位置检测信号Xb、Yb分别以与位置检测信号Xa、Ya的情况下的电阻连接顺序相反的顺序进行电阻的连接。因此，位置检测信号Xb、Yb的振幅大小的倾向分别与位置检测信号Xa、Ya的振幅大小的倾向相反。例如，在第一列的SiPM中检测到γ射线时，位置检测信号Xb的振幅最小，在第四行的SiPM中检测到γ射线时，位置检测信号Xb的振幅最大。通过使用这样的具有相反倾向的位置检测信号，例如即使在信号整体发生了偏移那样的情况下，也能够正确地确定检测到γ射线的SiPM。

在此，在图5所示的比较例的信号处理电路中，为了提高γ射线的检测时间的检测精度，需要增大节点ND的电压变动，因此需要增大与偏置电压BIAS连接的电阻RL。然而，在该情况下，由于在利用SiPM对γ射线进行的检测结束之后起至对电容器Cf充电为止花费时间，因此重心运算电路60中的位置检测信号的响应变得迟钝。于是，位置检测精度有可能降低。

另一方面，如果为了提高位置检测精度而减小电阻RL，则节点ND的电压降低量反而变小，因此γ射线的检测时间精度(时间分辨率)降低。即，在图5所记载的信号处理电路中，位置检测精度与时间分辨率成为折衷的关系，难以同时提高两者的精度。

图7中示出使用该比较例进行信号处理的情况下的利用4×4的SiPM阵列得到的γ射线的位置检测对应图的例子。在图7中，虽然能够区分16个SiPM，但与如图8所示的理想的位置检测对应图相比，图7的对应图是发生了大幅度的变形的对应图。

另外，在比较例中，图9示出从重心运算电路60输出的位置检测信号Xa、Xb、Ya、Yb的一例。如根据图9可知的那样，在使用比较例的信号处理电路的情况下，在一部分位置检测信号(图9中的L2(Xb)、L4(Yb))中，成为负的电压值的振幅。因此，无法正确地确定位置检测电路214中的检测位置。

在本实施方式中，为了解决这样的课题，采用以下结构：从各SiPM的阳极侧读出用于确定γ射线的检测时间的定时信号，不使用图5的信号处理电路中的电阻RL。通过设为这样的结构，能够防止由电阻RL引起的位置检测信号的响应性的降低以及定时信号的电平降低，因此能够提高位置检测精度和时间分辨率这两方。

图10是用于说明本实施方式所涉及的放射线检测装置300的信号处理电路的图。参照图10，在该信号处理电路中，多个SiPM的阴极均不经由电阻地与偏置电压BIAS连接，各SiPM的阳极分别单独地与重心运算电路60连接。另外，各SiPM的阳极经由电容器Cf并联连接，进而与FE电路212的定时检测电路216连接。

这样，由于没有与偏置电压BIAS连接的电阻成分(偏置电阻)，因此能够抑制重心运算电路60中的位置检测信号的响应性的降低。另外，由于从SiPM的阳极侧获取定时信号，因此即使没有偏置电阻，也能够充分地确保检测到γ射线时与未检测到γ射线时之间的电压差，因此能够抑制定时信号的电平降低。由此，能够提高位置检测精度和检测时间精度(时间分辨率)。

此外，此时，当定时信号的读出电路(FE电路212)的阻抗由于SiPM的寄生电容成分而变高时，由于形成了低通滤波器，因此定时信号的高频成分被截断，有可能发生信号的劣化。因此，对于定时信号的检测电路而言，期望设为输入阻抗尽可能低的结构。

另外，关于电容器Cf的电容也是，优选根据SiPM的寄生电容成分来决定。换言之，期望根据与重心运算电路并联连接的SiPM的数量来决定电容器Cf的电容。

或者，对于规定的电容器Cf的电容而言，也可以根据允许的定时信号的劣化状态(即，定时检测电路所要求的检测精度)来决定被并联连接的SiPM的数量。

图11示出使用了按照本实施方式的放射线检测装置的情况下的从重心运算电路60输出的位置检测信号Xa、Xb、Ya、Yb的一例。在图11中，与比较例的图9不同的是，所有的位置检测信号Xa、Xb、Ya、Yb的振幅为正的电压值。因此，通过使用本实施方式的信号处理电路，能够减轻比较例的如图7那样的位置检测对应图的变形。

图12是示出使用了按照本实施方式的放射线检测装置的情况下的利用4×4的SiPM阵列得到的γ射线的位置检测对应图的例子的图。图12的位置检测对应图与比较例中示出的图7的位置检测对应图相比减轻了变形，成为更接近图8所示的理想的位置检测对应图的对应图。如根据图12可知的那样，在使用了按照本实施方式的放射线检测装置的情况下，能够准确地识别以网格状配置的SiPM的位置关系。

另外，图13是使SiPM的数量进一步增多了的情况下的位置检测对应图的例子，在图13中使用了12×12的总计144个SiPM。在图13中，虽然也存在一些变形，但能够从整体上正确地掌握以网格状排列的SiPM的位置。

如上所述，通过使用按照本实施方式的放射线检测装置，能够在核医学诊断装置中提高从被检体放出的放射线的位置检测精度和时间分辨率。

应该认为此次公开的实施方式在所有方面均为例示，而非限制性的。本发明的范围并非通过上述说明示出，通过权利要求书示出，包含与权利要求书等同的含义和范围内的所有变更。

附图标记说明

10：台架装置；15：被检体；20：顶板；22：移动装置：24：缓冲垫；30：机架；40：检测器环；42：γ射线检测器；44：闪烁体块；45：受光传感器；50：放射性示踪物；60：重心运算电路；100：PET装置；200：控制装置；210：数据收集部；212：FE电路；213：波形整形电路；214：位置检测电路；215：能量检测电路；216：定时检测电路；218：同时计数电路；220：控制部；230：驱动部；260：显示装置；270：操作部；300、300A：放射线检测装置；BIAS：偏置电压；Cf：电容器；ND：节点。

Claims (5)

1.一种放射线检测装置，被用于核医学诊断装置，所述放射线检测装置具备：

多个闪烁体，所述多个闪烁体以阵列状配置并将从被检体照射的γ射线变换为荧光；

半导体受光器件，其与所述多个闪烁体分别对应地设置，将由对应的闪烁体进行变换所得到的荧光变换为电信号；

位置检测电路，其基于来自所述半导体受光器件的阳极的电信号，来确定所述多个闪烁体中的γ射线的检测位置；以及

定时检测电路，其与所述半导体受光器件的阳极连接，用于确定与检测γ射线的事件的发生时间对应的时间信息，

所述位置检测电路基于关于所述阵列的行的电信号的第一加权相加信号和关于所述阵列的列的电信号的第二加权相加信号，来确定所述阵列中的γ射线的检测位置，

所述放射线检测装置还具备：

电源电压；

重心运算电路，其生成所述第一加权相加信号和所述第二加权相加信号；以及

电容器，该电容器连接在所述定时检测电路与各所述半导体受光器件的阳极之间，

所述电容器的电容是根据与所述重心运算电路并联连接的所述半导体受光器件的数量来决定的。

2.根据权利要求1所述的放射线检测装置，其特征在于，

多个所述半导体受光器件在所述电源电压与所述重心运算电路之间并联连接，

所述半导体受光器件的阴极与所述电源电压连接，阳极与所述重心运算电路连接，

在检测到来自多个所述半导体受光器件中的任意一个半导体受光器件的信号的情况下，所述定时检测电路确定所述时间信息。

3.根据权利要求2所述的放射线检测装置，其特征在于，

与所述重心运算电路并联连接的所述半导体受光器件的数量是根据所述定时检测电路所要求的检测精度来决定的。

4.一种放射线检测装置，被用于核医学诊断装置，所述放射线检测装置具备：

多个闪烁体，所述多个闪烁体以阵列状配置并将从被检体照射的γ射线变换为荧光；

半导体受光器件，其与所述多个闪烁体分别对应地设置，将由对应的闪烁体进行变换所得到的荧光变换为电信号；

位置检测电路，其基于来自所述半导体受光器件的阳极的电信号，来确定所述多个闪烁体中的γ射线的检测位置；以及

定时检测电路，其与所述半导体受光器件的阳极连接，用于确定与检测γ射线的事件的发生时间对应的时间信息，

所述位置检测电路基于关于所述阵列的行的电信号的第一加权相加信号和关于所述阵列的列的电信号的第二加权相加信号，来确定所述阵列中的γ射线的检测位置，

所述放射线检测装置还具备：

电源电压；以及

重心运算电路，其生成所述第一加权相加信号和所述第二加权相加信号，

多个所述半导体受光器件在所述电源电压与所述重心运算电路之间并联连接，

所述半导体受光器件的阴极与所述电源电压连接，阳极与所述重心运算电路连接，

在检测到来自多个所述半导体受光器件中的任意一个半导体受光器件的信号的情况下，所述定时检测电路确定所述时间信息，

与所述重心运算电路并联连接的所述半导体受光器件的数量是根据所述定时检测电路所要求的检测精度来决定的。

5.一种核医学诊断装置，具备根据权利要求1～4中的任一项所述的放射线检测装置。