JP2003004853A - 核医学診断装置および放射線検出回路 - Google Patents

核医学診断装置および放射線検出回路

Info

Publication number
JP2003004853A
JP2003004853A JP2002104384A JP2002104384A JP2003004853A JP 2003004853 A JP2003004853 A JP 2003004853A JP 2002104384 A JP2002104384 A JP 2002104384A JP 2002104384 A JP2002104384 A JP 2002104384A JP 2003004853 A JP2003004853 A JP 2003004853A
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
signal
radiation
incident
circuit
detection
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Pending
Application number
JP2002104384A
Other languages
English (en)
Inventor
Tsutomu Yamakawa
勉 山河
Einar Nygard
アイナル・ニーゴル
Nobuyuki Nakamura
信之 中村
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Toshiba Corp
Original Assignee
Toshiba Corp
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Toshiba Corp filed Critical Toshiba Corp
Publication of JP2003004853A publication Critical patent/JP2003004853A/ja
Pending legal-status Critical Current

Links

Classifications

    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04N—PICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
    • H04N25/00—Circuitry of solid-state image sensors [SSIS]; Control thereof
    • H04N25/40—Extracting pixel data from image sensors by controlling scanning circuits, e.g. by modifying the number of pixels sampled or to be sampled
    • H04N25/44—Extracting pixel data from image sensors by controlling scanning circuits, e.g. by modifying the number of pixels sampled or to be sampled by partially reading an SSIS array
    • H04N25/445—Extracting pixel data from image sensors by controlling scanning circuits, e.g. by modifying the number of pixels sampled or to be sampled by partially reading an SSIS array by skipping some contiguous pixels within the read portion of the array
    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04N—PICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
    • H04N5/00—Details of television systems
    • H04N5/30—Transforming light or analogous information into electric information
    • H04N5/32—Transforming X-rays
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/03—Computed tomography [CT]
    • A61B6/037—Emission tomography

Landscapes

  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Multimedia (AREA)
  • Signal Processing (AREA)
  • Nuclear Medicine (AREA)
  • Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
  • Light Receiving Elements (AREA)

Abstract

(57)【要約】 【課題】 信号の読出し時間を短縮し、放射線の計数率
を向上させることができる放射線検出回路および核医学
診断装置を提供すること。 【解決手段】 入射する放射線をそれぞれ検出可能な複
数の検出素子１２に接続される放射線検出器１１であっ
て、検出素子１２毎に設けられ、前記検出素子への放射
線入射に応答して入射信号を発生する複数の高速波形形
成回路２２と、複数の検出素子１２から入射信号に対応
する検出素子１２を選別し、当該選別された検出素子か
ら放射線のエネルギを示すエネルギ信号を低速波形形成
回路２３から、検出素子１２の位置を示す位置信号をア
ドレス生成回路４６から読み出す読出し回路２９と、を
具備する放射線検出検出器１１。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、核医学診断装置お
よび放射線検出回路に関する。
【０００２】
【従来の技術】従来、被検体内の腫瘍を見つけるために
用いられる断層撮影装置の一つとして、患者の血流にラ
ジオアイソトープ（以下RIと呼ぶ）を注入し、注入され
たRIから放射された放射線を検出し、画像化する核医学
診断装置が知られている。RIは腫瘍に集まる性質がある
ため、この装置により、RIの位置の検知により腫瘍の位
置を引き出すことができる。
【０００３】このような核医学診断装置には、ガンマカ
メラ、ＳＰＥＣＴ装置、ＰＥＴ装置、あるいはコンプト
ンカメラ等が含まれる。
【０００４】ここで、特に、ガンマカメラ、ＳＰＥＣＴ
装置、ＰＥＴ装置について説明する。まず、ガンマカメ
ラとは所定の方向から放射線を平面上の検出器で検出
し、その放射線の入射位置をそのまま表示位置とするも
のである。このような装置は、一例として、米国特許５
６５６８１８号公報に記載されている。
【０００５】また、ＳＰＥＣＴ装置とは、放射線検出器
が所定の回転機構に取り付けられ、被検体の周りを回転
しながら、収集された放射線の信号を画像再構成装置
で、再構成することにより、画像を得る装置である。こ
のＳＰＥＣＴ装置では、一般的に１方向にのみ放射線を
放出するＲＩが使用される。
【０００６】一方、ＰＥＴ装置には、略１８０度方向に
略同じ強さ（略511keV）の放射線を略同時に放出するＲ
Ｉが使用される。ＰＥＴ装置は、放出された放射線が同
時であると判定された場合に、この２つの放射線がそれ
ぞれ入射した検出器の検出位置を結んだ直線状にＲＩが
存在するものとして、画像を再構成する。
【０００７】また、この他にも、これらの組み合わせ、
例えばＳＰＥＣＴ装置の放射線検出器を回転させること
なく、ガンマカメラとして用いる場合や、ＳＰＥＣＴ装
置に同時検出回路を設け、ＰＥＴ装置として使用するこ
とも行われている。
【０００８】近年、このような核医学診断装置の放射線
検出装置の一部に、放射線を検出する部分に半導体を用
いた半導体検出器と呼ばれる検出器を使用した技術が知
られている。このような半導体検出器は、米国特許５８
４７３９６号公報、欧州特許出願８９３７０５号公報に
記載されている。
【０００９】特に、欧州特許出願８９３７０５号公報に
は、複数の放射線検出素子が２次元に配置され、所定の
数の放射線検出素子を１つのグループとして複数グルー
プに区分けされることが記載されている。この技術で
は、各グループのいずれかの検出素子に放射線が入射し
た場合に、放射線が入射した検出素子を含むグループを
特定し、このグループに属する検出素子のそれぞれから
順次信号を取り出すことが記載されている。
【００１０】しかしながら、従来における放射線検出装
置では、放射線が入射した放射線検出素子に加え、当該
放射線検出素子以外の放射線素子からも信号を順次読出
していたため、信号の読出し時間が長くなっていた。こ
の信号の読出しの間にこれらの検出素子に入射した放射
線は、被検体内の所定の状態を示す重要な信号を含んで
いる可能性があるにも関わらず、検出されていなかっ
た。また、一方で、放射線が入射した検出素子以外の放
射線検出素子から読出された信号は、特に使用されるこ
となく、破棄されていた。
【００１１】従って、従来の放射線検出装置では、必要
性の低い信号を読み出すために、必要性の高い信号を犠
牲にしていたことになる。
【００１２】
【発明が解決しようとする課題】本発明は、上記事情を
鑑みてなされたもので、信号の読出し時間を短縮し、放
射線の計数率を向上させることができる放射線検出回路
および核医学診断装置を提供することを目的する。
【００１３】
【課題を解決するための手段】本発明は、上述の課題を
解決するため、以下の手段を講じている。
【００１４】請求項１に記載の発明は、入射する放射線
をそれぞれ検出可能な複数の検出素子に接続される放射
線検出回路において、前記検出素子毎に設けられ、前記
検出素子への放射線入射に応答して入射信号を発生する
複数の入射信号発生手段と、前記複数の検出素子から前
記入射信号に対応する検出素子を選別し、前記選別され
た検出素子から前記放射線のエネルギを示すエネルギ信
号及び前記検出素子の位置を示す位置信号のうち少なく
とも１つの信号を読み出す読出し手段と、を具備するこ
とを特徴とする放射線検出回路である。
【００１５】請求項６に記載の発明は、入射する放射線
をそれぞれ検知可能な複数の検出素子と、前記検出素子
毎に設けられ、前記検出素子への放射線入射に応答して
入射信号を発生する複数の入射信号発生手段と、前記複
数の検出素子から前記入射信号に対応する検出素子を選
別し、前記選別された検出素子から前記放射線のエネル
ギを示すエネルギ信号及び前記検出素子の位置を示す位
置信号のうち少なくとも１つの信号を読み出す読出し手
段と、前記読出し手段により読み出された信号に基づい
て画像を作成する画像作成手段とを具備することを特徴
とする核医学診断装置である。
【００１６】請求項１１に記載の発明は、入射する放射
線をそれぞれ検知可能な複数の検出素子と、前記それぞ
れの検出素子毎に設けられ、前記放射線が前記検出素子
への入射したことを示す信号を検出する入射信号検出手
段と、前記複数の検出素子から前記入射信号が検出され
た検出素子を選別し、前記選別された検出素子から前記
放射線のエネルギを示すエネルギ信号及び前記検出素子
の位置を示す位置信号を読み出す読出し手段と、をそれ
ぞれ備えた少なくとも２つの放射線検出手段と、前記少
なくとも２つの放射線検出手段から、前記それぞれの入
射信号を読み出し、同時性を判定する同時性判定手段
と、前記少なくとも２つの放射線検出手段から、前記エ
ネルギ信号を読み出し、前記エネルギ信号が所定の条件
を満たすかどうかを判定するエネルギ判定手段と、前記
同時性判定手段により前記入射信号が略同時に発生した
と判定された場合であり、かつ前記エネルギ信号が所定
の条件を満たすと判定された場合に、前記少なくとも２
つの放射線検出手段から読み出された前記位置信号に基
づいて画像を作成する画像再構成手段とを具備すること
を特徴とする核医学診断装置である。
【００１７】以上述べた構成によれば、信号の読出し時
間を短縮し、放射線の計数率を向上させることができる
放射線検出回路および核医学診断装置を実現することが
できる。
【００１８】
【発明の実施の形態】以下、本発明の第１乃至第３の実
施の形態について、図面を参照して詳細に説明する。な
お、以下の説明において、略同一の機能及び構成を有す
る構成要素については、同一符号を付し、重複説明は必
要な場合にのみ行う。
【００１９】（第１の実施形態）図1は本実施の形態のP
ET／SPECT兼用装置１０のブロック図である。なお、本
装置は操作者の任意の選択によって、SPECT装置として
も使用可能であるし、PET装置としても使用可能である
が、以下の説明では、PET装置として使用する場合につ
いて説明する。
【００２０】このPET／SPECT兼用装置１０は、被検体を
挟んで互いに対向する位置に、１対の放射線検出器１１
を有し、各々の放射線検出器１１には、２次元に配列さ
れた複数（例えば１２８検出素子）の放射線検出素子１
２が設けられている。なお、それぞれの検出素子は、Cd
TeとCdZnTe等の半導体検出素子である。また、この対向
した２つの放射線検出器１１には、放射線の同時入射を
検出する同時検出回路１３および再構成装置１４が設け
られており、再構成装置１４には操作者が画像を観察す
るためのモニタ１５が接続されている。
【００２１】本装置の動作を簡単に説明すると、被検体
に投与されたＲＩに起因して、被検体内の例えば腫瘍の
部分でポジトロン電子絶滅が引き起こされ、略１８０度
方向に2つのガンマ線の放射される。この場合に、これ
らの放射線検出器１１でそれぞれのガンマ線を検出し、
同時検出回路１３で同時性が判定された後、再構成装置
１４を介して、被検体の断層像がモニタ１５に表示され
ることになる。
【００２２】次に、放射線検出器１１について、ブロッ
ク図である図２を参照して詳しく説明する。放射線検出
素子１２は、放射線検出器１１毎に複数のグループに分
けられ、それぞれのグループ毎に検出回路１６（ここで
はASICで構成されたものを示す）が設けられている。ま
た、検出回路１６は、少なくとも２つの出力を有し、１
つの出力は放射線検出器１１毎に１つのOR回路１７に接
続される。OR回路１７の出力は、同時検出回路１３に接
続される。また、各検出回路１６の他方の出力は、それ
ぞれ再構成装置１４に接続される。
【００２３】次に、１つの検出回路１６についてブロッ
ク図である図３を参照して説明する。各検出素子１２が
接続される回路入力端には、検出素子１２に入射したガ
ンマ線の信号を増幅するプリアンプ２０が設けられてい
る。プリアンプ２０の出力は、２つの出力に分けられ、
一方には、ガンマ線の入射時間を検出するための高速波
形形成回路２２が接続されている。また、他方には、入
射したガンマ線のエネルギ値を検出するための低速波形
形成回路２３が設けられている。それぞれの高速波形形
成回路２２の出力には、しきい値弁別回路２４が設けら
れ、さらにしきい値弁別回路２４の出力には、安定化回
路２５が設けられている。また、それぞれの低速波形形
成回路２３の出力には、ホールド回路２６が設けられ、
ホールド回路２６の出力には、バッファ３０が設けられ
ている。
【００２４】また、安定化回路２５は、トリガ回路２８
を介して、エネルギ信号読出し回路２９に接続され、さ
らにバッファ３０の出力は、トリガ回路２８を介さず
に、エネルギ信号読出し回路２９に接続される。
【００２５】次に、トリガ回路２８についてブロック図
である図４を参照して説明する。なお、図４の紙面左側
には、図３に示した高速波形形成回路２２等が示されて
いる。トリガ回路２８は、それぞれの安定化回路２５の
出力が「HIGH」の場合には、電源３５から所定の電圧が
出力端子３４に印加される様に構成されている。また、
これとは並列に、それぞれの安定化回路２５の出力は、
電流源３６に接続されており、安定化回路２５の出力は
加算されて出力端子３７から出力されることになる。ま
た、さらに安定化回路２５の出力は、それぞれ別々に読
出し回路２９に接続されている。
【００２６】次に、読出し回路２９について、ブロック
図である図５を参照して説明する。まず、トリガ回路接
続される部分から説明すると、それぞれの高速波形形成
回路２２に対応する出力が、ＡＮＤ回路４１の入力端子
に接続され、ＡＮＤ回路４１の出力は、SRフリップフロ
ップ回路４２のＳ端子に接続されている。なお、それぞ
れの高速波形形成回路２２に対応したＡＮＤ回路４１の
他方の入力端子は、共通の端子４３が接続されており、
この共通端子４３は、トリガ回路２８のトリガ出力端子
３４と接続されている。なお、この共通の端子４３から
ＨＩＧＨの信号が入力されると、グループ内のSRフリッ
プフロップ回路４２のＳ入力を同時にＨＩＧＨとするこ
とができる。
【００２７】また、SRフリップフロップ回路４２のＱ出
力は、ＡＮＤ回路４４を介して、Ｄフリップフロップ回
路４５のＤ入力と接続される。また、各Ｄフリップフロ
ップ回路４５の出力は、それぞれの検出素子に対応した
アドレスを生成するアドレス生成回路４６を介して、ア
ドレス出力端子４７に接続されている。またグループ内
の最初のSRフリップフロップ回路４２のＱ出力に接続さ
れたＡＮＤ回路４４の他方の入力端子には、リップル端
子５３が接続されている。このリップル端子５３は、ト
リガ回路２８のトリガ出力端子３４と接続されている。
また、最初のSRフリップフロップ回路４２のＱＢ出力に
はＡＮＤ回路４９が接続されており、このＡＮＤ回路４
９の他方の入力端子には、リップル端子５３が接続され
ている。また、次のSRフリップフロップ回路４２のＱ端
子に接続されるＡＮＤ回路４４の他の入力端子には、前
記ＡＮＤ４９の出力端子が接続される。
【００２８】また、各SRフリップフロップ回路４２のＲ
入力は、Ｄフリップフロップ４５のＱ出力がＯＲ回路５
０を介して接続される。また、ＯＲ回路５０の他方の入
力端子には、リセット端子５１が接続されている。
【００２９】また、クロック回路（図示しない）に接続
されたクロック端子５２は、ＡＮＤ回路を介して、それ
ぞれのＤフリップフロップ回路４５のＣＫ端子に接続さ
れる。このＡＮＤ回路の他方の入力端子には、アクティ
ブ端子５７がインバータ５６を介して接続されている。
【００３０】また、グループ内の最後のＳＲフリップフ
ロップ回路４２のＱＢ出力に接続されたＡＮＤ回路４９
の出力は、ＡＮＤ回路５５を介して、ＳＲフリップフロ
ップ回路５４のＲ端子に接続される。なお、ＡＮＤ回路
５５の他の入力端子は、インバータ５６の出力と接続さ
れている。また、ＳＲフリップフロップ回路５４のＳ端
子は、アクティブ端子５７とトリガ端子５９を入力とす
るＯＲ回路５８の出力に接続されている。なお、トリガ
端子５９は、図４に示された出力端子３４を接続されて
いる。ＳＲフリップフロップ回路５４のＱ出力に接続さ
れたアクティブ端子６０は、後段のグループにおけるア
クティブ端子５７と接続されている。つまり、放射線検
出器１１内の各グループは、アクティブ端子５７と６０
によりそれぞれ接続されている。
【００３１】また、図３に示された低速波形形成回路２
６の出力に対応したバッファ３０の出力は、Ｄフリップ
フロップ回路４５のＱ出力に接続されたマルチプレクサ
４０を介して、エネルギ信号出力端子４８に接続されて
いる。
【００３２】次に、本実施の形態におけるPET／SPECT兼
用装置１０の動作について図２説明する。なお、以下の
動作は（１）放射線検出器に１のガンマ線が入射した場
合、（２）放射線検出器に２のガンマ線が入射した場
合、（３）放射線検出器に３のガンマ線が入射した場合
について説明する。
【００３３】（１）放射線検出器に１のガンマ線が入射
した場合 放射線検出器１１に１のガンマ線が入射した場合、図３
において、低速波形形成回路２３と高速波形形成回路２
２でそれぞれ所定の波形が形成される。なお、それぞれ
の波形は、図６（ａ）の波形７１および図６（ｂ）の波
形７３で示されている。ここで、高速波形形成回路２２
は、低速波形形成回路２３に比して、ガンマ線の入射信
号に対応して立ち上がりが早い信号を形成する。一方、
低速波形形成回路２３が生成する信号も、同様にガンマ
線の入射信号を示しているが、高速波形形成回路２２に
比して、立ち上がりは遅い。このことから、高速波形形
成回路の出力信号７２および低速波形形成回路の出力信
号７１はそれぞれガンマ線の入射タイミングを求めるた
めの信号（以下タイミング信号と呼ぶ）と、ガンマ線の
入射エネルギを求めるための信号（以下エネルギ信号と
呼ぶ）として用いられる。
【００３４】次に、タイミング信号は、しきい値弁別回
路２４に入力される。しきい値弁別回路２４は、タイミ
ング信号７２がしきい値端子３２から供給される予め設
定された電圧値以上の場合に、信号を出力するものであ
る。なお、図６（ｂ）においては、しきい値電圧７３が
示されている。しきい値弁別回路２４の出力信号は、安
定化回路２５に入力され、図６（ｃ）に示されたよう
に、トリガ信号７４として、略矩形の信号に形成され
る。形成されたトリガ信号７４は、トリガ回路２８に入
力される。
【００３５】トリガ回路２８では、図４に示すように、
グループ内の信号がＯＲ接続されており、トリガ出力端
子３４から所定の値の電圧を有する信号が出力される。
なお、以下、トリガ出力端子３４から出力される信号
を、「トリガ出力信号」と呼ぶ。つまり、トリガ出力信
号は、グループ内の１以上の検出素子でガンマ線が検出
された場合には、出力されることになる。なお、本
（１）の例では、１のガンマ線のみが放射線検出器に入
射した場合であるため、１つの安定化回路２５の出力を
除いて、他の２５の出力は零である。
【００３６】トリガ出力信号は、図２におけるＯＲ回路
１７を介して、同時検出回路１３に入力される。なお、
このＯＲ回路１７もいずれかのグループでガンマ線が検
出された場合には信号を出力するものである。同時検出
回路１３では、対向する放射線検出器１１においても同
様にガンマ線の入射線があったかを検出する。仮に、こ
こで同時に入射したガンマ線が存在した場合には、次
に、エネルギ信号およびアドレス信号が読出される。つ
まり対向する放射線検出器のいずれにもガンマ線が入射
した場合には、さらに処理が行われることになるが、一
方で、対向する放射線検出器１１ではガンマ線の入射を
検出していない場合には、後述するリセット動作が行わ
れる。
【００３７】また、トリガ出力信号は、所定の遅延回路
を介して、ホールド回路２６に入力される。これによ
り、低速波形形成回路２３から出力されたエネルギ信号
は、ホールド状態となる。なお、ホールドされたエネル
ギ信号は、図６（ａ）に点線で示されてる。ホールドさ
れたエネルギ信号は、バッファ３０を介して、エネルギ
信号読出し回路２９に入力される。
【００３８】また、タイミング信号は、トリガ回路２８
から、トリガ出力端子３４とは別に、エネルギ信号読出
し回路２９に入力される。このエネルギ信号読出し回路
２９内では、タイミング信号はＡＮＤ回路４１に入力さ
れる。ここで、ＡＮＤ回路４１は、前記タイミング信号
に加え、上述のように、トリガ出力信号を、入力信号と
している。つまり、ＡＮＤ回路４１は、所定の時間以内
にタイミング信号が入力された場合のみ信号を出力する
ことになり、これにより、最初にタイミング信号を発し
たガンマ線とは異なるガンマ線が所定の時間後に検出素
子の入射したことによっても回路は誤作動しないことに
なる。
【００３９】次に、ＡＮＤ回路４１の出力信号は、ＳＲ
フリップフロップ回路４２に入力され、これに伴って、
Ｑ出力は「ＨＩＧＨ」、ＱＢ出力は「ＬＯＷ」の状態と
なる。なお、初期状態としてＲ入力は「ＬＯＷ」である
ものとする。
【００４０】次に、リップル端子５３に入力される信号
（リップル信号７５）は、トリガ出力信号が所定の時間
遅延された信号で、図６（ｄ）に示されている。ここ
で、図５における最上段の回路系にタイミング信号が入
力されたものとすると、このリップ信号７５と、ＳＲフ
リップフロップ回路４２のＱ出力がＡＮＤ回路４４を介
して、Ｄフリップフロップ回路４５のＤ入力を「ＨＩＧ
Ｈ」の状態にする。放射線検出器１１の他のグループの
検出素子には、ガンマ線が入射していないと仮定する
と、アクティブ信号５７は「ＬＯＷ」の状態であるた
め、インバータ５６を介して信号は「ＨＩＧＨ」にな
り、クロック回路からクロック端子５２を介して、Ｄフ
リップフロップ回路４５のＣＫ入力にクロックパルスが
入力されることになる。なお、クロックパルスは、図６
（ｅ）に示されている。
【００４１】これにより、最上段のＤフリップフロップ
回路４５は、Ｄ入力が「ＨＩＧＨ」、ＣＫ入力には、ク
ロックパルスが印加されることになるので、Ｑ出力は
「ＨＩＧＨ」となる。Ｑ出力はマルチプレクサ４０に入
力される。マルチプレクサ４０は、ゲート信号が入力さ
れると、上記ホールドされたエネルギ信号をエネルギ信
号出力端子４８に出力する。また、略同時にＤフリップ
フロップ回路４５のＱ出力は、アドレス生成回路４６に
入力され、アドレス出力端子４７からアドレス（ガンマ
線が入射した位置）を示す信号が出力される。このよう
にして、ガンマ線が入射した検出素子から発生した信号
は、低速波形形成回路２３を介して、エネルギ信号とし
てアドレス信号と共に出力されることになる。なお、出
力されるエネルギ信号及びアドレス信号は、それぞれ図
６（ｆ）及び図６（ｇ）に示されている。
【００４２】また、Dフリップフロップ回路４５のQ出力
は、OR回路５０を介して、ＳＲフリップフロップ回路４
２のＲ端子に入力される。この時、すでに端子４３に入
力される信号は、「ＬＯＷ」となっているため、ＡＮＤ
回路４１を介して、ＳＲフリップフロップ回路４２のＳ
入力も「ＬＯＷ」となっており、ＳＲフリップフロップ
回路４２はリセットされた状態となる。これにより、Ｑ
Ｂ出力は、「ＨＩＧＨ」となり、次の検出素子に対応す
る回路にリップル信号として導かれることになる。
【００４３】また、ここでは他の検出素子には、ガンマ
線が入射していない仮定なので、他のいずれのＱ出力も
「ＬＯＷ」であり、Ｄフリップフロップ回路４５のＱ出
力もいずれも「ＬＯＷ」となり、エネルギ信号およびア
ドレス信号は出力されないことになる。
【００４４】また、図５の最下段の回路系では、ＳＲフ
リップフロップ回路４２のＱＢ出力が「ＬＯＷ」となっ
たと略同時にＡＮＤ回路５５を介して、ＳＲフリップフ
ロップ回路５４のＲ入力は「ＬＯＷ」となり、一方Ｓ入
力は、トリガ端子５９を介して、「ＨＩＧＨ」となる。
従って、ＳＲフリップフロップ回路５４のＱ出力は、
「ＨＩＧＨ」となり、図２に示された他の検出回路１６
のアクティブ端子５７に入力されることになる。これに
より、１つの検出回路１６で、エネルギ信号が読み出さ
れている間は、他の検出回路１６では、クロックパルス
が供給されないことになり、エネルギ信号の読出しは行
われないことになる。また、１の読出し回路でエネルギ
信号が読み出された後には、ＳＲフリップフロップ回路
５４のＲ入力は「ＨＩＧＨ」となり、またＳ入力は「Ｌ
ＯＷ」となるため、Ｑ出力は「ＬＯＷ」となり、次の検
出回路１６にクロックパルスが供給されることになり、
エネルギ信号の読出しが行われる。
【００４５】読出し回路２９からは、上記のようにエネ
ルギ信号とアドレス信号が出力される。出力されたエネ
ルギ信号とアドレス信号は、図２に示されたように各エ
ネルギ検出回路１６から再構成装置１４に送られる。
【００４６】再構成装置１４では、それぞれの放射線検
出器１１から出力されたエネルギ信号の示す値がガンマ
線のエネルギ値として511keV近辺にあるか否かが判断さ
れ、いずれのエネルギ信号も511keV近辺であった場合に
は、それぞれのアドレス信号の基づいて画像の再構成が
行われる。なお、この画像の再構成はそれぞれのアドレ
ス信号が示す位置を結んだ直線状にＲＩが分布している
ものとして行われる。
【００４７】（２）放射線検出器に２のガンマ線が入射
した場合 次に、放射線検出器に２のガンマ線が入射した場合につ
いて説明する。なお、（１）と同様の動作に関しては説
明を省略する。なお、以下、ガンマ線が放射線検出器の
うち、同じグループの放射線検出素子に入射した場合に
ついて説明するものとし、またガンマ線が入射する放射
線素子は、図５においては、最上段の回路系および最下
段の回路系に対応したものとする。また、最上段の回路
系の動作については、（１）で説明を行ったので、これ
に引き続いて行われる動作について説明する。
【００４８】最上段の回路系において、エネルギ信号お
よびアドレス信号が出力された時点では、Dフリップフ
ロップ回路４５のQ出力が「HIGH」であり、この信号がS
Rフリップフロップ回路４２のR入力となっているため、
SRフリップフロップ回路４２のQB出力は、「HIGH」とな
っている。また、リップル端子５３から供給されるリッ
プル信号も同様に「HIGH」であるため、AND回路４９の
出力は、「HIGH」となっている。この状態で、次の回路
系に対応するSRフリップフロップ回路４２のQB出力は、
ガンマ線が入射していない検出素子に対応するものであ
るため、「HIGH」である（Q出力が「LOW」の状態であ
る）。これに対応して、AND回路４９の出力は「HIGH」
となり、さらに下段の回路系へと導かれる。
【００４９】ここで、下段のガンマ線が入射した検出素
子に対応する回路系のSRフリップフロップ４２のQ出力
は「HIGH」であるため、Dフリップフロップ回路４５を
介して、エネルギ信号とアドレス信号がそれぞれ端子４
８、４７から出力される。
【００５０】つまり、よりわかりやすく説明すると、リ
ップル信号が図５の上段から下段の順にガンマ線を検出
した素子を選別し、検出した放射線素子からのみ入射し
たガンマ線のエネルギ値を示すエネルギ信号を読み出す
ことになる。
【００５１】出力されたアドレス信号とエネルギ信号
は、読出し回路２９から出力され、（１）の場合と同様
に、再構成装置１４に送信される。この場合には、再構
成装置１４において、いずれか一方のエネルギ信号、ア
ドレス信号が採用される。いずれか１のアドレス信号を
選定するには、例えば、エネルギ値の高い方のアドレス
信号を用いる方法がある。
【００５２】いずれか１のアドレス信号が選別された
後、（１）と同様、画像の再構成が行われる。
【００５３】（３）放射線検出器に３のガンマ線が入射
した場合 また、１つのグループの放射線検出素子に３つのガンマ
線が入射した場合、結果から記載すると、リセット動作
が行われる。具体的には、図４における電流源３６が機
能する。この電流源は、上述のようにグループ内の安定
化回路２５の出力が加算されており、この加算信号は、
出力端子３７から出力される。ここで、３つの検出素子
に略同時にガンマ線が入射した場合、出力端子３７から
出力される信号は、振幅が１つのガンマ線が入射した場
合に対して略３倍になる。
【００５４】この出力端子３７から出力された信号は、
所定のしきい値回路（図示しない）を介して、リセット
動作の開始信号として使用される。
【００５５】ここで、（１）においても記載したリセッ
ト動作について説明する。リセット動作とは、グループ
内の読出し回路２９を初期状態にする動作のことで、具
体的には、リセット端子５１に所定の「HIGH」状態の信
号を入力すると共に、SRフリップフロップのS入力に接
続される端子４３に「LOW」信号を入力することにより
行われる。このような信号がSRフリップフロップ４２に
入力されると、S入力が「LOW」、R入力が「HIGH」とな
り、Q出力は「LOW」、QB出力は「HIGH」の状態にリセッ
トされる。
【００５６】なお、このリセット動作は、各グループ毎
に行っても良いし、放射線検出器１１内の全グループ、
あるいは１対の放射線検出器１１全てに一度に行っても
良い。
【００５７】以上が本実施の形態のPET／SPECT兼用装置
１０の説明であるが、ここで用いられる検出回路１６の
機能、効果をまとめて記載すると、（１）ガンマ線の入
射した検出素子を選別し、選別された検出素子からガン
マ線のエネルギ信号を読み出すことができる。
【００５８】（２）所定の数以上のガンマ線が放射線検
出器に入射した場合、各検出素子からエネルギ信号を読
み出すことなくリセットを行うことにより、即座に次の
カウントを開始することができる。なお、このリセット
を行う所定の数は、上記実施の形態では３つとしたが、
２つとしても良いし、３つよりも大きい値としても良
い。
【００５９】また、PET／SPECT兼用装置１０全体の機
能、効果をまとめて記載すると、（１）各放射線検出器
からのタイミング信号を受信し、同時検出回路により同
時性が検出されなかった場合、リセット動作を行うこと
により、即座に次のカウントを開始することができる。
【００６０】（２）少なくとも１の放射線検出器の読出
し回路から２つ以上のエネルギ信号が読み出された場
合、いずれか１のエネルギ信号を選別することができ
る。なお、本構成は特にPET機能においては重要である
が、SPECT機能、ガンマカメラ機能を使用する場合に
は、それぞれのエネルギ信号とアドレス信号を独立して
画像再構成の供しても良い。
【００６１】（第２の実施形態）ＰＥＴ装置において
は、入射放射線に基づく信号を同時検出することが自体
が、画像再構成の大きなパラメータとなっている。この
ため、検出タイミングのずれは、大きな課題の一つであ
る。また、この検出タイミングのずれは、画像ノイズの
大きな要因となる。第２の実施形態に係る放射線検出回
路、及び核医学診断装置は、同時に入射するガンマ線を
タイミングのずれなく検出可能なものである。
【００６２】まず、放射線検出回路において発生する検
出タイミングのずれについて説明する。一般に、放射線
検出回路の検出時間分解能は、パルスの形状や波高値に
依存する。このため、同時に入射したガンマ線の検出タ
イミングにばらつき発生する場合がある。このような検
出タイミングのずれは、複数の半導体検出素子が存在す
る場合に大きな問題となる。より具体的には、次のよう
なメカニズムによって検出タイミングのずれは発生す
る。
【００６３】（検出タイミングずれの発生メカニズム）
検出タイミングが発生する原因としては、以下の２つが
考えられる。第１に考えられるのは、ガンマ線のエネル
ギによる差異である。
【００６４】図７（ａ）、（ｂ）は、検出タイミングの
ずれの発生を説明するための図であり、入射したガンマ
線の波形を示した図である。なお、図７（ａ）、（ｂ）
においては、実線８０で示された信号がエネルギの大き
な信号で、実線８１で示された信号がエネルギの小さい
信号である。また、ガンマ線の検出器への入射タイミン
グを共に０とした場合が示されており、このタイミング
検出器では、閾値３２を超えたタイミングでタイミング
信号を発生させる構成となっている。
【００６５】図７（ａ）に示されるように、検出器の各
検出素子に設けられたタイミング検出器の増幅率が、同
じタイミングでガンマ線が検出器に入射した場合であっ
ても、ガンマ線の入射エネルギの差異によって、タイミ
ング信号が異なった時間に出力される。
【００６６】すなわち、エネルギの大きなガンマ線の信
号８０は、タイミング検出器から時間Ｔ８０のタイミン
グで信号が出力される。一方、エネルギの小さいガンマ
線の信号８１は、時間Ｔ８１のタイミングでタイミング
信号が発せられることなる。このように、入射するガン
マ線のエネルギの相違により、タイミング検出に時間の
ずれが生じることになる。
【００６７】また、タイミング検出にずれが生じる第２
の原因は、Ｂｕｌｋ理論に起因するものである。
【００６８】図８は、Ｂｕｌｋ理論に起因する検出タイ
ミングのずれの発生を説明するための図である。
【００６９】図８において、ガンマ線が検出素子８５に
入射した場合、そのガンマ線が検出素子８５のどの部分
に入射したかによって、タイミング検出にずれが生じる
（この現象は、「Ｔｉｍｅ−Ｗａｌｋ」として知られて
いる。）。この現象を具体的に示すと、以下の様であ
る。
【００７０】まず、ガンマ線が検出素子８５に入射した
場合、電子８７と正孔８８が発生する。この電子８７と
正孔８８は、互いに反対の電極へと導かれる。なお、陽
子７５が導かれる電極（陰極）には、例えば−１０００
Vの電圧が印加されている。
【００７１】電子８７が導かれる電極（陽極）は、整流
ダイオード８６と接続され、さらにタイミング検出器に
接続される。このような場合、電子８７が検出素子の陰
極側近くで発生すると、陽極までの距離が遠く、検出素
子から取り出される信号に時間差が生じる。これが「Ｔ
ｉｍｅ−Ｗａｌｋ」として知られる現象である。
【００７２】このような「Ｔｉｍｅ−Ｗａｌｋ」現象が
生じた場合、タイミング検出器の出力信号は、図７
（ｂ）)に示すような信号となる。同図における信号８
０は、検出素子の陽極に近い側にガンマ線が入射した場
合であり、また信号８１は、検出素子の陰極に近い側に
ガンマ線が入射した場合である。
【００７３】なお、タイミング検出器では、上述のよう
に入力された信号が、所定の閾値を超えた場合にのみ、
信号を発する構成となっている。従って、信号８０の場
合には、Ｔ８０のタイミングで信号を発し、信号８１の
場合には、Ｔ８１のタイミングで信号を発することにな
る。
【００７４】（検出タイミング調整機能）上記入射放射
線の検出タイミングのずれを解消するために、本放射線
検出器が有する検出タイミング調整機能について説明す
る。本放射線検出器の検出回路１６は、検出タイミング
調整するため、図９に示すように、高速波形形成回路２
２と、しきい値弁別回路２４と、高速波形形成回路２２
としきい値弁別回路２４との間に直列接続された電流制
御器１０３をさらに有する。
【００７５】高速波形形成回路２２は、入力側からコン
デンサー９７およびアンプ９８を備え、さらにアンプ９
８のフィードバック回路として、フィードバック抵抗９
９およびフィードバック・コンデンサー１００を備えて
いる。アンプ９８の出力側には、電流制御器１０３が接
続されている。
【００７６】電流制御器１０３は、高速波形形成回路２
２から後段の電荷の蓄積のためコンデンサー１０１に所
定の電流値（飽和電流値）以上の電流が流れた場合にこ
れを制限する機能を有するものである。なお、この機能
は、高速波形形成回路２２に設けられたアンプ９８の出
力トランジスタのバイアス電流を制限することによって
も実現することができる。また、高速波形形成回路２２
より外部に設けられたバイアス抵抗を調整することによ
っても実現することができる。
【００７７】また、電流制御器１０３の出力は、閾値弁
別回路２４に接続される。この閾値弁別回路２４は、閾
値端子３２から供給される所定の閾値以上の信号が入力
された場合のみ所定の信号を出力する。一方、閾値未満
の信号に対しては出力を行わない。これにより、例えば
自然に存在するガンマ線が検出された場合等のノイズを
除去することができる。
【００７８】次に、本実施形態に係る放射線検出器の動
作について、ガンマ線検出において実行されるタイミン
グ調節処理を中心に説明する。説明を具体的にするた
め、被検体に投与された核種から略１８０°方向に放出
された略５１１ＫｅＶのガンマ線が所定の２つの検出素
子１２に入射した場合について、図６（ａ）〜（ｄ）、
図１０を参照しながら説明する。
【００７９】まず、検出素子１２にガンマ線が入射した
場合、検出素子１２では、ガンマ線に対応した電気信号
が発生する。この電気信号は、プリアンプ２０に入力さ
れ、所定の値まで増幅された後、低速波形形成回路２３
と高速波形形成回路２２とに対してそれぞれ並列に出力
される。
【００８０】低速波形形成回路２３では、図６（ａ）中
の実線１２０で示されるような波形の信号が形成され
る。なお、この信号はガンマ線のエネルギを得るために
用いられる信号である。
【００８１】一方、高速波形形成回路２２では、図６
（ｂ）中の実線１２１で示されるような波形の信号が形
成される。この信号はガンマ線の入射タイミングを得る
ための信号で、図６（ａ）で示されたエネルギ信号と比
して、立ち上がりの早い信号である。高速波形形成回路
２２で形成された信号は、次に電流制御器１０３に入力
される。
【００８２】図１０は、電流制御器１０３の出力電圧を
示した信号のグラフである。同図に実線１０５および１
０６で示された波形がその出力電圧を示している。な
お、この２つの実線１０５および１０６は、電流制御器
１０３の動作を説明するために、便宜的に記載したもの
である。当然ながら、電流制御器１０３は、１つの入力
信号に対して１つの出力を行う。
【００８３】また、電流制御器１０３は、上述のように
電流が所定の値以上になった場合にその値を制限する。
この制限値は、図１０のような時間―電圧グラフ上では
直線１０７のように示される。また、同図の実線Ｖ
Ｔは、閾値弁別回路２４の閾値電圧を示している。
【００８４】図１０からも分かるように、高速波形形成
回路２２で形成された信号の波形が最大値の異なる実線
１０５である場合（信号が小さい場合）、あるいは実線
１０６である場合（信号が大きい場合）のいずれの場合
でも、電流制御器１０３によって制限される所定の時間
内では、同じ程度の信号の立ち上がり方となる。
【００８５】すなわち、従来では、図７（ａ）、（ｂ）
に示された信号のように、その値が大きい場合（実線８
０）と小さい場合（実線８１）信号の立ち上がり方が異
なっている。これに対し、本実施の形態では、電流制限
により値の大きい信号（実線１０６）が抑圧され、小さ
い信号（実線１０５）と同じ程度の立ち上がり方になっ
ている。
【００８６】電流制御器１０３により、立ち上がりが揃
えられた信号は、閾値弁別回路２４に入力される。閾値
弁別回路２４では、入力された信号のうち閾値電圧ＶＴ
（図１１参照）以上の信号のみを出力する。
【００８７】この様なタイミング調節処理によれば、閾
値弁別回路２４の前段に電流制御器１０３を設けたこと
により、閾値電圧以上の電圧の信号であれば、入力された
信号の大きさに関わらず、同じタイミング（図１０では
Ｔ０で示されている）で信号を出力することができる。
また、閾値電圧以下の信号は除去されるため、例えばノ
イズ等は除去される。
【００８８】閾値弁別回路２４の出力は、安定化回路２
５に入力され、矩形波に変換される。安定化回路２５の
出力は、トリガ回路２８に入力されると共に、各検出素子
の他の安定化回路２５とOR接続され、トリガ回路２８か
ら出力される。トリガ回路２８から出力される信号は、
図６（ｃ）において矩形波７４で示されている。
【００８９】次に、トリガ回路２８の出力信号は、遅延
回路（図示せず）に入力される。この遅延回路は、トリ
ガ出力信号に対応して、所定の時間Ｔｐ遅延後、所定の時
間、略一定の値の信号を出力する回路である。この遅延
回路の出力は、サンプルホールド信号として、読み出し回
路２９に入力される。図６（ｄ）にサンプルホールド信
号７５が示されている。
【００９０】サンプルホールド信号７５に対応して、ホ
ールド回路２６は、低速波形形成回路２３から出力され
た信号を蓄積する。蓄積された信号は、エネルギ信号と
して、読み出し回路２９に入力される。
【００９１】読み出し回路２９では、ホールド回路２６
から出力されたエネルギ信号および安定化回路２５から
出力されたタイミング信号に基づいて、再構成装置１４
で再構成に供されるデータの選別を行う。具体的には、
まず、タイミング信号が複数存在するかを判断する。Ｐ
ＥＴ装置は、同時に異なる位置で検出されたガンマ線を
基に画像を再構成する装置であり、単発のガンマ線で
は、画像の再構成を行うことはできない。読み出し回路
２９では、このようにガンマ線が単発的に検出された場
合（タイミング信号が１つの場合）には、データは後段
のユニットに送られることなく、破棄されることにな
る。
【００９２】次に、タイミング信号が２つ存在した場合
には、それぞれのタイミング信号に対応したエネルギ信
号が略５１１ＫｅＶであるか否かが判断される。これは
ＰＥＴ用核種から１８０°方向に放出されるガンマ線
は、それぞれ５１１ＫｅＶであるためであり、例えば、単
なるコンプトン散乱により偶発的に２つのガンマ線が検
出されるような場合には、コンプトン散乱によりそのエ
ネルギは５１１ＫｅＶより小さい値となるためである。
従って、エネルギ信号が略５１１ＫｅＶより小さい場合
には、上記と同様データは後段のユニットに送られるこ
となく、破棄されることになる。
【００９３】読み出し回路２９において、２つ以上のタ
イミング信号を検出し、かつそれぞれのエネルギ信号が
略５１１ＫｅＶであった場合には、タイミング信号を検
出した検出素子の位置に関するデータ（アドレスデー
タ）を収集メモリ（図示せず）に出力する。再構成装置
１４は、収集メモリ内のアドレスデータに基づいて画像
の再構成を行う。
【００９４】以上の処理により、ボリュームデータが作
成され、被検体Ｐに関する断層像がモニタ１５に表示さ
れる。
【００９５】以上述べた構成によれば、以下の効果を得
ることができる。
【００９６】高速波形形成回路２２で形成されたタイミ
ング信号は、閾値電圧以上の電圧をもつ場合には、電流
制御器１０３によってその立ち上がり特性が一定に制限
される。従って、タイミング信号は、その大きさに関わ
らず、同じ立ち上がり特性をもつ信号として出力される
ため、検出器での吸収時間の検出精度を飛躍的に向上さ
せることができる。その結果、ＰＥＴ画像やコンプトン
カメラのＳ／Ｎ比、分解能を向上させることができる。
また、検出器、及び当該検出器を構成する回路等の特性
ばらつきによる影響を低減させることができる。さら
に、時間分解能のばらつきの他の一要因とされるスルー
レート値のばらつき、閾値のばらつきを簡便に吸収し補
正することができ、さらなる高時間分解能を実現するこ
とができる。
【００９７】時間検出のための閾値の設定が比較的高い
場合でも、高い時間分解能にて信号検出を行うことがで
きる。その結果、閾値電圧以下の信号を除去でき、ノイ
ズ等を大幅に除去することができる。
【００９８】簡便な回路構成にて高時間分解能を実現す
ることができる。従って、半導体検出器アレイ等のよう
にＡＳＩＣを使用する場合であっても、本構成にて対応
することができる。
【００９９】（第３の実施形態）次に、第３の実施形態
について説明する。現実の電子回路においては、例えば
図９に示す閾値弁別回路２４自体でも信号は遅延する。
これにより、各検出素子１２に対応する電子回路上で信
号遅延がばらつくことが考えられる。
【０１００】第３の実施形態に係る放射線検出器、及び
当該検出器を具備する核医学診断装置は、この電子回路
による信号遅延のばらつきを補償するものである。
【０１０１】図１１は、第３の実施形態に係る本放射線
検出器が有する検出回路１６の構成を説明するための図
である。図１１に示すように、検出回路１６は、閾値弁
別回路２４と安定化回路２５との間に、遅延補償回路１
１５を有している。この遅延補償回路１１５は、主とし
て直列に接続された複数の遅延回路１１７と、それぞれ
の遅延回路１１７の出力を切換る切換器１１８とを備え
ている。
【０１０２】遅延補償回路１１５に設けられた切換器１
８により、入力される信号に対していくつの遅延回路１
１７を通過させるかを決定することができる。従って、
通過させる遅延回路１１７に数を制御することにより、
電子回路の信号遅延による検出タイミングのばらつきを
調整することが可能である。
【０１０３】以上、本発明を各実施形態に基づき説明し
たが、本発明の思想の範疇において、当業者であれば、
各種の変更例及び修正例に想到し得るものであり、それ
ら変形例及び修正例についても本発明の範囲に属するも
のと了解され、例えば（１）、（２）に示すように、そ
の要旨を変更しない範囲で種々変形可能である。
【０１０４】（１）上記実施の形態では、特にSPECT／P
ET兼用機について説明を行ったが、本読出し回路は、PE
T専用機にも使用できるし、あるいはSPECT専用機につい
ても使用することができる。また、平面の検出器を１つ
だけ有するようなガンマカメラ、さらにはコンプトンカ
メラについても使用が可能である。
【０１０５】（２）各検出素子を半導体検出素子として
記載したが、その他にも各検出素子をPMTとシンチレー
タからなる素子とすることも可能である。
【０１０６】また、各実施形態は可能な限り適宜組み合
わせて実施してもよく、その場合組合わせた効果が得ら
れる。さらに、上記実施形態には種々の段階の発明が含
まれており、開示される複数の構成要件における適宜な
組合わせにより種々の発明が抽出され得る。例えば、実
施形態に示される全構成要件から幾つかの構成要件が削
除されても、発明が解決しようとする課題の欄で述べた
課題が解決でき、発明の効果の欄で述べられている効果
の少なくとも１つが得られる場合には、この構成要件が
削除された構成が発明として抽出され得る。
【０１０７】
【発明の効果】以上詳細に説明したように、本発明によ
れば、信号の読出し時間を短縮し、放射線の計数率を向
上させることができる放射線検出回路および核医学診断
装置を実現することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】図１は、第１の実施の形態に係るPET／SPECT兼
用装置のブロック図である。
【図２】図２は、第１の実施の形態に係る放射線検出器
のブロック図である。
【図３】図３は、第１の実施の形態における検出回路１
６のブロック図である。
【図４】図４は、第１の実施の形態におけるトリガ回路
２８のブロック図である。
【図５】図５は、第１の実施の形態における読出し回路
２９のブロック図である。
【図６】図６（ａ）〜（ｄ）は、第１の実施の形態にお
ける検出回路１６の各部の信号波形を示した図である。
【図７】図７（ａ）、（ｂ）は、検出タイミングのずれ
の発生を説明するための図であり、入射したガンマ線の
波形を示した図である。
【図８】図８は、Ｂｕｌｋ理論に起因する検出タイミン
グのずれの発生を説明するための図である。
【図９】図９は、本放射線検出器の検出回路１６の構成
を示したブロック図である。
【図１０】図１０は、電流制御器１０３の出力電圧を示
した信号のグラフである。
【図１１】図１１は、第３の実施形態に係る本放射線検
出器が有する検出回路１６の構成を説明するための図で
ある。
【符号の説明】
１０…PET／ＳＰＥＣＴ兼用装置 １１…放射線検出器 １２…放射線検出素子 １３…同時検出回路 １４…再構成装置 １５…モニタ １６…検出回路 １７、５０、５８…ＯＲ回路 １８…切換器 ２２…高速波形形成回路 ２３…低速波形形成回路 ２４…閾値弁別回路 ２５…安定化回路 ２６…ホールド回路 ２６…低速波形回路 ２８…トリガ回路 ３０…バッファ ３２…閾値端子 ３４…トリガ出力端子 ３７…出力端子 ４０…マルチプレクサ ４１、４４、４９、５５…ＡＮＤ回路 ４２、５４…ＳＲフリップフロップ回路 ４３…共通端子 ４５…Ｄフリップフロップ回路 ４６…アドレス生成回路 ４７…アドレス出力端子 ４８…エネルギ信号出力端子 ５１…リセット端子 ５２…クロック端子 ５３…リップル端子 ５６…インバータ ５７、６０…アクティブ端子 ５９…トリガ端子 ８５…検出素子 ９９…フィードバック抵抗 １０３…電流制御器 １１５…遅延補償回路 １１７…遅延回路 １１８…切換器
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 中村 信之 栃木県大田原市下石上字東山1385番の１ 株式会社東芝那須工場内 Ｆターム(参考） 2G088 EE01 FF04 KK15 4C093 AA30 CA27 CA31 EB13 FD09 FD11 5F088 BA02 BB03 BB07 EA04 EA07 EA08 KA02 KA03 KA08

Claims (12)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】入射する放射線をそれぞれ検出可能な複数
    の検出素子に接続される放射線検出回路において、 前記検出素子毎に設けられ、前記検出素子への放射線入
    射に応答して入射信号を発生する複数の入射信号発生手
    段と、 前記複数の検出素子から前記入射信号に対応する検出素
    子を選別し、前記選別された検出素子から前記放射線の
    エネルギを示すエネルギ信号及び前記検出素子の位置を
    示す位置信号のうち少なくとも１つの信号を読み出す読
    出し手段と、 を具備することを特徴とする放射線検出回路。
  2. 【請求項２】少なくとも二以上の検出素子に前記放射線
    が略同時に入射した場合に、前記入射信号検出手段を放
    射線が検出可能な状態に再設定する再設定手段をさらに
    具備することを特徴とする請求項１記載の放射線検出回
    路。
  3. 【請求項３】前記各入射信号のスルーレートを、所定の
    値以下に制限するスルーレート制限手段と、 前記所定の値以下のスルーレートを有する前記各入射信
    号のうち、所定の閾値以上の入射信号を弁別する弁別手
    段と、をさらに具備し、 前記読み出し手段は、前記所定の閾値以上の入射信号に
    応答して、当該所定の閾値以上の入射信号に対応する前
    記検出素子を選別し、前記選別された検出素子から前記
    放射線のエネルギを示すエネルギ信号及び前記検出素子
    の位置を示す位置信号のうち少なくとも１つの信号を読
    み出すこと、 を特徴とする請求項１又は２記載の放射線検出回路。
  4. 【請求項４】前記スルーレート制限手段は、前記入射信
    号の振幅、又は前記検出素子の検出時間に関わらず、前
    記放射線入射から所定時間経過後に、前記閾値に到達す
    るスルーレートにて、前記各入射信号のスルーレートを
    制限すること特徴とする請求項３記載の放射線検出回
    路。
  5. 【請求項５】前記弁別手段に接続され、当該弁別手段に
    よって弁別された前記所定の閾値以上の入射信号を遅延
    させる入射信号遅延手段をさらに具備することを特徴と
    する請求項３又は４記載の放射線検出回路。
  6. 【請求項６】入射する放射線をそれぞれ検知可能な複数
    の検出素子と、 前記検出素子毎に設けられ、前記検出素子への放射線入
    射に応答して入射信号を発生する複数の入射信号発生手
    段と、 前記複数の検出素子から前記入射信号に対応する検出素
    子を選別し、前記選別された検出素子から前記放射線の
    エネルギを示すエネルギ信号及び前記検出素子の位置を
    示す位置信号のうち少なくとも１つの信号を読み出す読
    出し手段と、 前記読出し手段により読み出された信号に基づいて画像
    を作成する画像作成手段と、 を具備することを特徴とする核医学診断装置。
  7. 【請求項７】少なくとも二以上の検出素子に前記放射線
    が略同時に入射した場合に、前記入射信号検出手段を放
    射線が検出可能な状態に再設定する再設定手段をさらに
    具備することを特徴とする請求項６記載の核医学診断装
    置。
  8. 【請求項８】前記各入射信号のスルーレートを、所定の
    値以下に制限するスルーレート制限手段と、 前記所定の値以下のスルーレートを有する前記各入射信
    号のうち、所定の閾値以上の入射信号を弁別する弁別手
    段と、をさらに具備し、 前記読み出し手段は、前記所定の閾値以上の入射信号に
    応答して、当該所定の閾値以上の入射信号に対応する前
    記検出素子を選別し、前記選別された検出素子から前記
    放射線のエネルギを示すエネルギ信号及び前記検出素子
    の位置を示す位置信号のうち少なくとも１つの信号を読
    み出すこと、 を特徴とする請求項６又は７記載の核医学診断装置。
  9. 【請求項９】前記スルーレート制限手段は、前記入射信
    号の振幅、又は前記検出素子の検出時間に関わらず、前
    記放射線入射から所定時間経過後に、前記閾値に到達す
    るスルーレートにて、前記各入射信号のスルーレートを
    制限すること特徴とする請求項８記載の核医学診断装
    置。
  10. 【請求項１０】前記弁別手段に接続され、当該弁別手段
    によって弁別された前記所定の閾値以上の入射信号を遅
    延させる入射信号遅延手段をさらに具備することを特徴
    とする請求項８又は９記載の核医学診断装置。
  11. 【請求項１１】入射する放射線をそれぞれ検知可能な複
    数の検出素子と、 前記それぞれの検出素子毎に設けられ、前記放射線が前
    記検出素子への入射したことを示す信号を検出する入射
    信号検出手段と、 前記複数の検出素子から前記入射信号が検出された検出
    素子を選別し、前記選別された検出素子から前記放射線
    のエネルギを示すエネルギ信号及び前記検出素子の位置
    を示す位置信号を読み出す読出し手段と、をそれぞれ備
    えた少なくとも２つの放射線検出手段と、 前記少なくとも２つの放射線検出手段から、前記それぞ
    れの入射信号を読み出し、同時性を判定する同時性判定
    手段と、 前記少なくとも２つの放射線検出手段から、前記エネル
    ギ信号を読み出し、前記エネルギ信号が所定の条件を満
    たすかどうかを判定するエネルギ判定手段と、前記同時
    性判定手段により前記入射信号が略同時に発生したと判
    定された場合であり、かつ前記エネルギ信号が所定の条
    件を満たすと判定された場合に、前記少なくとも２つの
    放射線検出手段から読み出された前記位置信号に基づい
    て画像を作成する画像再構成手段と、 を具備することを特徴とする核医学診断装置。
  12. 【請求項１２】前記エネルギ判定手段は、前記エネルギ
    信号の示す前記ガンマ線のエネルギ値が略511keVである
    かどうかを判定し、前記画像再構成手段は、前記エネル
    ギ値が略511keVである場合に画像を作成することを特徴
    とする請求項１１記載の核医学診断装置。
JP2002104384A 2001-04-05 2002-04-05 核医学診断装置および放射線検出回路 Pending JP2003004853A (ja)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US09/827,439 US6590215B2 (en) 2001-04-05 2001-04-05 Readout circuit for a charge detector
US09/827,439 2001-04-05

Publications (1)

Publication Number Publication Date
JP2003004853A true JP2003004853A (ja) 2003-01-08

Family

ID=25249224

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2002104384A Pending JP2003004853A (ja) 2001-04-05 2002-04-05 核医学診断装置および放射線検出回路

Country Status (2)

Country Link
US (1) US6590215B2 (ja)
JP (1) JP2003004853A (ja)

Cited By (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2006284546A (ja) * 2005-03-11 2006-10-19 Sumitomo Heavy Ind Ltd 放射線検出回路及び放射線検査装置
JP2007114219A (ja) * 2007-02-05 2007-05-10 Hitachi Ltd 核医学撮像装置
US7274021B2 (en) 2003-09-29 2007-09-25 Hitachi, Ltd. Coincidence counting method of γray and nuclear medicine diagnostic apparatus
JP2007271295A (ja) * 2006-03-30 2007-10-18 Hitachi Ltd 放射線検出回路
JP2008538606A (ja) * 2005-04-22 2008-10-30 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ Ｔｏｆ−ｐｅｔ用のディジタルシリコン光電子増倍管
WO2010146817A1 (ja) * 2009-06-15 2010-12-23 国立大学法人東京大学 信号光検出装置及び信号光検出方法
JP2012511717A (ja) * 2008-12-10 2012-05-24 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ スケーラブルなｐｅｔおよびｓｐｅｃｔシステムのための構成ブロックとしての自律検出器モジュール
JP2016004024A (ja) * 2014-06-19 2016-01-12 株式会社東芝 ミュオン軌跡検出器及びミュオン軌跡検出方法
JP2018528423A (ja) * 2015-08-27 2018-09-27 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． 光子計数装置及び方法

Families Citing this family (19)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
IL148555A (en) * 2002-03-07 2007-07-04 Gamma Medica Ideas Norway As Readout circuit for particle detector
WO2004111681A1 (en) * 2003-06-19 2004-12-23 Ideas Asa Modular radiation detector with scintillators and semiconductor photodiodes and integrated readout and method for assembly thereof
JP3863872B2 (ja) * 2003-09-30 2006-12-27 株式会社日立製作所 陽電子放出型断層撮影装置
JP3863873B2 (ja) * 2003-09-30 2006-12-27 株式会社日立製作所 放射線検査装置
US8076646B2 (en) * 2004-06-28 2011-12-13 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Burst-mode readout for solid state radiation detectors using partitioned pipeline architecture
US20060079753A1 (en) * 2004-09-27 2006-04-13 Michael Gurley Pre-acquisition identification of region for image acquisition time optimization for radiation imaging systems
US7737876B2 (en) * 2005-01-26 2010-06-15 Gama-Medica-Ideas (Norway) As Video-rate holographic surveillance system
JP3858933B1 (ja) * 2005-08-31 2006-12-20 株式会社日立製作所 放射線検出回路およびそれを用いた核医学診断装置
US7528377B2 (en) * 2006-12-26 2009-05-05 Orbotech Medical Solutions Ltd. Radiation detector circuit
DE102007000544A1 (de) * 2007-10-19 2009-04-23 Hilti Aktiengesellschaft Auspressvorrichtung
US20120068076A1 (en) * 2007-10-30 2012-03-22 Farhad Daghighian Portable pet scanner for imaging of a portion of the body
US8892184B2 (en) 2010-10-18 2014-11-18 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Systems and methods for reducing interference in a dual modality imaging system
US8735831B2 (en) * 2011-10-06 2014-05-27 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Trigger methods in nuclear medical imaging
US9606245B1 (en) 2015-03-24 2017-03-28 The Research Foundation For The State University Of New York Autonomous gamma, X-ray, and particle detector
US10616521B2 (en) * 2015-04-16 2020-04-07 Caeleste Cvba Imaging device for detecting sparse event information in a pixel array
US10067240B1 (en) 2017-03-06 2018-09-04 Prismatic Sensors Ab X-ray detector system based on photon counting
US11701065B2 (en) * 2019-05-22 2023-07-18 Redlen Technologies, Inc. Compton scattering correction methods for pixellated radiation detector arrays
CN112929021A (zh) * 2019-12-05 2021-06-08 同方威视技术股份有限公司 探测器模块及其信号计数校正方法
CN113433584B (zh) * 2021-06-28 2022-11-04 哈尔滨工业大学 可兼容电子收集和空穴收集的像素探测器中的像素电路

Family Cites Families (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4529882A (en) 1982-08-09 1985-07-16 E. I. Du Pont De Nemours & Company Compton scattering gamma radiation camera and method of creating radiological images
NO930164L (no) 1993-01-18 1994-07-19 Integrert Detektor Og Elektron Elektronisk strålingsavbildningssystem
US5619040A (en) * 1994-03-29 1997-04-08 Shapiro; Stephen L. Data acquisition system
MX9704632A (es) 1994-12-23 1998-02-28 Digirad Camara semiconductora de rayos gama y sistema medico de formacion de imagenes.
IL121238A (en) 1997-07-04 2002-07-25 Integrated Detector & Electron Multi-channel reading circuit for particle detector
US6521893B2 (en) * 1997-08-01 2003-02-18 Is2 Research Inc. Method and apparatus for improving image quality in positron emission tomography

Cited By (15)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US7274021B2 (en) 2003-09-29 2007-09-25 Hitachi, Ltd. Coincidence counting method of γray and nuclear medicine diagnostic apparatus
US7329873B2 (en) 2003-09-29 2008-02-12 Hitachi, Ltd. Coincidence counting method of γ ray and nuclear medicine diagnostic apparatus
JP4611106B2 (ja) * 2005-03-11 2011-01-12 住友重機械工業株式会社 放射線検出回路及び放射線検査装置
US7459688B2 (en) 2005-03-11 2008-12-02 Sumitomo Heavy Industries, Ltd. Radiation detection circuit and apparatus for radiographic examination
JP2006284546A (ja) * 2005-03-11 2006-10-19 Sumitomo Heavy Ind Ltd 放射線検出回路及び放射線検査装置
JP2008538606A (ja) * 2005-04-22 2008-10-30 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ Ｔｏｆ−ｐｅｔ用のディジタルシリコン光電子増倍管
JP2007271295A (ja) * 2006-03-30 2007-10-18 Hitachi Ltd 放射線検出回路
JP2007114219A (ja) * 2007-02-05 2007-05-10 Hitachi Ltd 核医学撮像装置
JP2012511717A (ja) * 2008-12-10 2012-05-24 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ スケーラブルなｐｅｔおよびｓｐｅｃｔシステムのための構成ブロックとしての自律検出器モジュール
WO2010146817A1 (ja) * 2009-06-15 2010-12-23 国立大学法人東京大学 信号光検出装置及び信号光検出方法
JP2010286454A (ja) * 2009-06-15 2010-12-24 Furukawa Co Ltd 信号光検出装置及び信号光検出方法
JP4696172B2 (ja) * 2009-06-15 2011-06-08 古河機械金属株式会社 信号光検出装置及び信号光検出方法
US8445852B2 (en) 2009-06-15 2013-05-21 The University Of Tokyo Signal light detection device and method of detecting signal light
JP2016004024A (ja) * 2014-06-19 2016-01-12 株式会社東芝 ミュオン軌跡検出器及びミュオン軌跡検出方法
JP2018528423A (ja) * 2015-08-27 2018-09-27 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． 光子計数装置及び方法

Also Published As

Publication number Publication date
US6590215B2 (en) 2003-07-08
US20020145115A1 (en) 2002-10-10

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP2003004853A (ja) 核医学診断装置および放射線検出回路
JP4080758B2 (ja) 放射線検出回路および核医学診断装置
US10656288B2 (en) Digital silicon photomultiplier for TOF-PET
US8598536B2 (en) Apparatus and method for medical imaging
JP4904349B2 (ja) 放射線データを取得する検出器およびシステム
JP5701743B2 (ja) 放射線検出器、画像システム、光子を検出するための方法及びその方法を実行するコンピュータプログラム
US10575800B2 (en) Increased spatial resolution for photon-counting edge-on x-ray detectors
US20020044211A1 (en) Image sensing apparatus
JP2018129766A (ja) 放射線撮像装置および放射線撮像方法
JP2013040935A (ja) 光子エネルギー帯域区分装置及びその方法
US20100065746A1 (en) Systems and methods for calibrating a silicon photomultiplier-based positron emission tomography system
JP3979599B2 (ja) 核医学撮像装置
Bateman et al. The development of the Rutherford Laboratory MWPC positron camera
WO2006080004A2 (en) Method and system for x-ray radiation imaging
JP6484916B2 (ja) Ｘ線画像撮影装置
JP3127930B2 (ja) 半導体放射線位置検出装置
JPH11304926A (ja) 核医学診断装置
JP4814808B2 (ja) 核医学撮像装置
KR20160048538A (ko) 엑스레이를 검출하는 장치 및 방법, 엑스레이 이미징 시스템
JP7397593B2 (ja) 放射線撮像装置、画像取得方法およびプログラム
JPH11337645A (ja) 核医学診断装置
US9945963B1 (en) Dynamic control of event dumping
JP2020092361A (ja) 放射線撮像装置および放射線撮像装置の制御方法
JP2004012181A (ja) 放射線画像撮像装置

Legal Events

Date Code Title Description
A621 Written request for application examination

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621

Effective date: 20050404

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20080507

A02 Decision of refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A02

Effective date: 20080924