JP2007093497A - 核医学診断装置及び核医学診断装置における放射線検出器の識別方法 - Google Patents
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Abstract
【解決手段】放射線を検出して検出信号を出力する複数の第1半導体放射線検出器21aと、第1半導体放射線検出器21aと極性の異なる検出信号を出力する複数の第2半導体放射線検出器21bと、対となる第1半導体放射線検出器21a、及び第2半導体放射線検出器21bにそれぞれ接続され、検出信号の極性の違いに基づいて、それらの半導体放射線検出器のうち、放射線を検出した半導体放射線検出器を識別する信号処理装置を備えることによって、上記課題を解決することができる。
【選択図】図9
Description
「PET」という。)装置及び単光子放出型断層撮像(Single Photon Emission ComputedTomography、以下、「SPECT」という。) 装置に関する。
(Application Specific Integrated Circuit )は、アナログ信号を処理する、特定用途向けICであり、LSIの一種である。
FPGAという。)31,コネクタC3,38,42,43,筐体(収納部材)30,天板30a、及び仕切り板50を備える。天板30aは、筐体30の上端にネジ等で着脱自在に取り付けられ、ユニット結合FPGA(Field Programmable Gate allay) 31、及びコネクタC3,38,42,43を備える。なお、筐体30の上部,下部とは、筐体30をカメラ11から取り出した場合のことであり、図4に示すように、筐体30がカメラ
11に備えられた場合には、上下が反転したり、上下が90°回転して左右になったり、或いは斜めになったりする。
ASIC24)に伝わるのを防ぐ。電圧調整装置63は、コネクタ42及びコネクタ38を介して、ACDC(Alternating Current Direct Current)コンバータ(図示せず)に接続される。電圧調整装置63は、ACDCコンバータから供給される中電圧ないし高電圧を調整する機能を有する。具体的には、電圧調整装置63は、検出器21に対してマイナスの高電圧を印加するマイナス高電圧電源装置(マイナスHV電源、図9)48,別の検出器21に対してプラスの高電圧を印加するプラス高電圧電源装置(プラスHV電源、図9)49、及びASIC基板20Bに設けられたアナログASIC24,ADC25及びディジタルASIC26等に電圧を印加するASIC電圧供給電源装置としての機能を有する。電圧調整装置63は、天板30aに設けられたコネクタ43及び配線を介し、
10個のコネクタC3に接続される。コネクタC3は、ASIC基板20B(図8)、コネクタC2に接続され、結合基板20(ASIC基板20B,検出器基板20A(図8))に設けられた電源用配線を介して、アナログASIC24,ADC25,ディジタル
ASIC26及び検出器21に接続されている。
(基板本体20aの各片面に合計64個の検出器21をそれぞれ配置)。複数の検出器ユニット2をベッド14の周囲に配置することによって、ベッド14を取り囲む検出器21の配列が、ベッド14の長手方向と交差する方向において、複数層(本実施例では4層)形成されることになる。ベッド14の長手方向と交差する方向において複数層の検出器
21が配置されるため、その交差する方向でいずれの検出器21によっても検出されずにカメラ11の外部に達するγ線の割合が著しく減少し、カメラ11の検出感度が向上する。検出器ユニット2を周方向に極力密に配置するためには、フランジ47の、上記半径方向での内側部分をフランジ47から取り除くとよい。一対のユニット支持部材46を対向させて設置し、検出器ユニット2の両端部をそれらのユニット支持部材46で保持してもよい。本実施例は、ベッド14上の被検者から放出されたγ線は、図8の下方から上方
(矢印32の方向、すなわち、カメラ11の半径方向)に進行する。本実施例では、検出器21は、カメラ11の周方向に16個配置される構造としたが、それに限定されない。結合基板20は、検出器基板20A及びASIC基板20Bが筐体30の周方向を向いて配置され、その周方向において並列に配置する構成としても良い。複数の電源配線および複数の信号線は基板本体20a内で多層構造となっている。各検出器21に接続される電源配線及び信号線はコネクタC1に接続される。
GaAs(ガリウム砒素)等を用いてもよい。検出器21は、検出素子211の対向する二面にそれぞれアノード電極A及びカソード電極Cを備える。検出器21の各検出素子
211及び各電極は、基板本体20aに対して垂直に配置される。
21の半分の数のコンデンサ22及び抵抗23が設置されている。アナログASIC24は、基板本体20bのそれぞれの片面に2個ずつ配置されている。デジタルASIC26は、基板本体20bの片面に1個配置される。コンデンサ22,抵抗23,アナログ
ASIC24,ADC25、及びデジタルASIC26を電気的に接続するため、基板本体20b内には、基板本体20aと同様に複数の電源配線及び複数の信号線が設けられている。これらの配線は、基板本体20b内で積層構造となっている。コネクタC1は、各コンデンサ22に接続される信号線にそれぞれ接続される。コネクタC1は、検出器基板20Aに含まれる電源配線及び信号線と、ASIC基板20Bに含まれる電源配線及び信号線を電気的に接続する(詳細は図9参照)。検出器21は、信号線により、コネクタC1,コンデンサ22を介して、アナログASIC24に接続される。コンデンサ22、及びチャージアンプ24aは、1対の検出器21a,21bで共有される。コネクタC1とコンデンサ22を接続する信号線に、他端が接地された抵抗23が接続される。コネクタC2は、コネクタC3を介してASIC基板20Bの各信号線とFPGA31を電気的に接続する。また、コネクタC1及びC2は、電源配線用のコネクタを含んでいる。
(35h,35iを含む)に出力する。マイナスの極性を有するγ線検出信号を入力したタイミングピックオフ回路24h及び24iは、タイミング信号を生成しないため、時刻決定回路35へタイミング信号を出力しない。タイミングピックオフ回路24hに接続される時刻決定回路は時刻決定回路35hであり、タイミングピックオフ回路24iに接続される時刻決定回路は時刻決定回路35iである。チャージアンプ24aは、一方でバンドパスフィルタ24bに接続され、他方でファーストアンプ24fに接続される。バンドパスフィルタ24bは、一方で極性反転アンプ24cを介してピークホールド回路24dに接続され、他方で、ピークホールド回路24eに接続される。ファーストアンプ24fは、極性反転アンプ24gを介してタイミングピックオフ回路24hに接続され、また、タイミングピックオフ回路24iに接続される。なお、バンドパスフィルタ24b,極性反転アンプ24c、及びピークホールド回路24d,24eが低速信号処理系(スロー系)である。ファーストアンプ24f,タイミングピックオフ回路24h,24i及び極性反転アンプ24gが高速信号処理系(ファースト系)である。
ASIC26に接続される。
24aは、入力されたマイナスの電荷信号をプラスの電圧信号(以下、電圧信号(+)という。)に変換する。チャージアンプ24aから出力される電圧信号(+)は、バンドパスフィルタ24b及びファーストアンプ24fに入力される。
(+)をマイナスの電圧信号(以下、電圧信号(−)という。)に変換し、ピークホールド回路24dに出力する。電圧信号(−)を入力したピークホールド回路24dは、信号入力前の0Vを出力し続ける。
(Constant Fraction Discriminator) 方式で行われる。時刻決定回路35iは、時刻情報をADC制御装置36へ出力する。ADC制御装置36は、時刻決定回路35iから時刻情報を入力すると、γ線を検出した検出器21aを特定する検出器IDを認識する。すなわち、ADC制御装置36は、時刻決定回路35iに対応する検出器IDを記憶しているため、γ線を検出した検出器21aを特定できる。これは、時刻決定回路35iが検出器21aに対応する数だけ設けられているため可能となる。時刻決定回路35iから時刻情報が入力されると、ADC制御装置36は該当する検出器ID(この場合、検出器21aに該当する検出器ID)を特定する。ADC25とADC制御装置36は、ADC制御信号伝送用の1本の配線、及び波高値情報伝送用の1本の信号線で接続される。また、ADC制御装置36とスイッチ27は、制御信号伝送用の1組の配線で接続される。ADC制御装置36は、切替制御信号をスイッチ27に出力し、スイッチ27の可動端子が、いずれかのアナログ信号処理回路33に接続されるように、スイッチ27を制御する。具体的には、ADC制御装置36は、特定した検出器IDに基づいて、スイッチ27に切替制御信号を出力し、スイッチ27の可動端子を、特定した検出器IDに対応するアナログ信号処理回路33に接続するように、スイッチを制御する。スイッチ27の切り替えが終了すると、ADC制御装置36はADC25にデータ取得指令を出力する。ADC25は、その取得指令に基づいて該当するアナログ信号処理回路33のピークムホールド回路24eから入力したアナログの波高値信号をデジタルの波高値情報に変換して出力する。この波高値情報は、ADC制御回路36に入力される。ADC制御回路36は、時刻情報及び検出器IDに波高値情報を付加してパケット情報を生成する。ADC制御回路36は、ADC25を制御するADC制御装置としての機能、検出器ID情報(検出器位置情報)を特定する検出器認識装置としての機能、スイッチ27の切り替えを制御するスイッチ制御装置としての機能、及び検出器ID情報,時刻情報、及び波高値情報を統合する情報統合装置としての機能を有する。情報統合装置はそれらの3つの情報を含むデジタル情報である統合情報(パケット情報)を出力する。ADC制御回路36から出力されたパケット情報データは、データ転送装置37に出力される。
21bの半導体部材Sにはプラスの電圧(例えば+500Vの電圧)が印加される。検出器21bがγ線を検出すると、その信号取り出し電極からプラスの極性を有するγ線検出信号であるプラス電荷信号が出力される。検出器21bから出力されるプラスの電荷信号は、コンデンサ22を介してチャージアンプ24aに入力され、ここで電圧信号(−)に変換される。ピークホールド回路24eは、バンドパスフィルタ24bから電圧信号(−)を入力するため、0Vを出力する。ピークホールド回路24dは、その電圧信号(−)が極性反転アンプ24cで電圧信号(+)に反転されるため、波高値を保持する。タイミングピックアップ回路24iは、電圧信号(−)を入力するため、タイミング信号を生成しない。タイミングピックアップ回路24hは、電圧信号(−)が極性反転アンプ24gで電圧信号(+)に反転されるため、タイミング信号を生成する。時刻決定回路35hは、入力したタイミング信号に基づいて時刻情報を生成する。ADC制御装置36は、時刻決定回路35hから入力した時刻情報に基づいて、γ線を検出した検出器21bを特定する検出器IDを特定する。ADC制御装置36は、スイッチ27を介してピークホールド回路24eから波高値情報を受け取ると、時刻情報及び検出器IDに波高値情報を付加してパケット情報を生成し、そのパケット情報をデータ転送装置37に出力する。
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。
(1)本実施例は、対になる検出器21a,21bがそれぞれ極性の異なるγ線検出信号を出力し、それらの検出器から出力された各γ線検出信号を処理する1つのアナログ信号処理回路(信号処理装置)33が、それらの極性の違いに基づいて対となった検出器21a,21bのうちで、γ線を検出した検出器を確実に識別できる。γ線検出信号の極性の違いを利用したその識別は、立ち上がり時間が異なる電子に起因するγ線検出信号及び正孔に起因するγ線検出信号のそれぞれによっても確実に行える。そのため、対となった検出器21a,21bのうちγ線を検出した検出器を確実に識別できることは、位置分解能を向上させる。これは、空間分解能の向上につながり、さらに精度の高い機能画像を作成することができる。
(2)本実施例は、上述した検出器21a,21bから出力されたγ線検出信号の極性の違いに基づいて、γ線を検出した検出器21が検出器21a,21bのどちらであるかを識別しているため、検出器21内で散乱されたγ線に起因するγ線検出信号を機能画像の作成に利用する場合であっても、正確に検出器を判別することが可能となる。散乱されたγ線に起因するγ線検出信号は、波高値が低く、ホトピーク付近のエネルギーのγ線に起因したγ線検出信号と比較して立ち上がり時間が長くなるため、検出器に対して同極性の異なるバイアス電圧を印加し、検出信号の立ち上がり時間の違いによって検出器を識別する従来の方法では、散乱されたγ線を有効なデータとして利用することが困難であった。本実施例によれば、散乱されたγ線(低いエネルギーのγ線)も有効なデータとして利用できるため、実効的な検出感度向上につながり、検査時間を短縮できる。また、空間分解能が向上する。
(3)本実施例は、対となる検出器21a,21bは、それぞれ信号取り出し電極から出力されたγ線検出信号を伝送する信号線を共有化しているため、基板本体20a,20b内に設ける信号線の数を半分に減らすことができる。それぞれの基板本体は、電源配線層,アース層、及び信号線層等の複数の層で構成される。信号線の数が減ると各基板本体内の積層数を減らすことができ、各基板本体の厚さを薄くできる。つまり、ベッド14の長手方向における検出器21相互間の間隔を狭くできる。これにより、検出器21の稠密配置が可能となる。従って、PET装置1としても実効的な検出感度が向上すると共に空間分解能も向上する。
(4)本実施例は、信号線の本数を低減できるため、複数の信号線が接続される共通のコネクタC1のピン数を減らすことができ、信号線間容量を大幅に低減できる。このため、検出器21の浮遊容量を低減できる。浮遊容量の低減は、アナログASIC24の増幅信号のノイズを減少させ、波高値の揺らぎを減少させる。このため、エネルギー分解能が向上する。また、アナログASIC24内のファースト系信号の揺らぎも減少するため、タイミングピックオフの揺らぎが減少し、時間分解能が向上する。エネルギー分解能の向上により体内散乱線の除去能力が上がり、画質の向上や定量性が向上する。また、時間分解能の向上により、同時計測の時間窓(同時と判定する時間差)を小さく出来るの偶発的に同時と判断されたランダム事象を低減可能となり、画質の向上や定量性の向上をもたらす。
(5)本実施例では、γ線検出信号を伝送する信号線を共有しているため、ASIC基板20に設けられるコンデンサ22及び抵抗23も、対となる二つの検出器21a,21bで共有化できる。これにより、コンデンサ22、及び抵抗23の数を減らすことができ、検出器21とアナログASIC24の距離が短くなり、信号線長を短くすることができる。信号線長が短くなれば浮遊容量が低減され、上記(2)と同様に画質及び定量性の更なる向上が図れる。
(6)本実施例では、対となる検出器から出力される検出信号は、共通の信号線を介してアナログASIC24に入力される。つまり、対となる検出器でアナログASIC24のIOピンを共有することができるため、アナログASIC24のIOピン数を低減する事ができる。または、IOピン数を増やさずに処理するチャンネル数を増大できる。
(7)本実施例では、対となる検出器21a,21bから出力される各γ線検出信号を1つのアナログ信号処理回路33で処理できる。このため結合基板20に含まれるアナログ信号処理回路33の個数を低減でき、アナログASIC24の個数を低減できる。換言すれば、1つのアナログASIC24で処理できるチャンネル数が増大する。
(8)上記効果(6)及び(7)のように、処理するチャンネル数を増大されると、一つのアナログASIC24で処理できる検出器21の個数を増やすことができる。つまり、アナログASIC24の個数を減らさない場合、より小さな検出器21を用いることが可能となり、位置分解能が向上する。特に、筐体30の周方向に配置する検出器21を小型化できると、周方向における位置分解能が向上し、機能画像の画質が更に向上する。
(9)本実施例では、対となる検出器21a,21bでコンデンサ22,チャージアンプ24a,バンドパスフィルタ24b、及びファーストアンプ24f等の回路素子を共有化している。このため、結合基板20内の回路素子の数を減らすことができ、発熱量を低減することができる。特に、チャージアンプ24aの発熱量は大きいため、チャージアンプ24aの個数低減による発熱量の低減効果は非常に大きい。また、検出器を用いた核医学診断装置の消費電力に占めるアナログASIC24の発熱量は大きく、アナログASIC24の発熱量の低減はPET装置1の消費電力の低減に大きく貢献する。発熱量が低減できればPET装置1の冷却装置も簡素化できる。
(10)本実施例は、1つのアナログASIC24に対して1つのADC25を設け、アナログASIC24とASC25との間にスイッチ27を設けている。そのため、1つのアナログASIC24に対して1つずつADC25を設ける必要がなく、ASIC基板20Bの回路構成を著しく単純化できる。統合情報を生成する情報統合装置も、1つのアナログASIC24に対して1つ設ければよく、デジタルASIC26の回路構成が単純化できる。また、検出器IDを特定するADC制御装置も1つのアナログASIC24に対して1つでよく、デジタルASIC26の回路構成が単純化できる。
(11)本実施例は、対となる検出器21a,21bのうち一方の検出器に+500Vのバイアス電圧を印加し、他方の検出器に−500Vのバイアス電圧を印加している。そのため、アース部分と+500Vを印加する電源配線の間、及びアース部分と−500Vを印加する電源配線との間の電圧差が小さいため、その耐電圧構造を簡素化できる。アース部分は、基板本体内に設けられたアナログアース,デジタルアース及び筐体等である。
(12)本実施例は、検出器と同じ個数のタイミングピックオフ回路を設け、タイミングピックオフ回路24hが時刻決定回路35hに接続され、タイミングピックオフ回路24iが時刻決定回路35iに接続される。このような構成を有すため、対となる検出器21a及び検出器21bを電気的に接続し、それぞれから出力されるγ線検出信号を信号処理装置に伝える配線を共有した場合であっても、時刻決定回路35h、及び時刻決定回路35iは、対となる検出器21a及び21bがγ線を検出した時刻情報をそれぞれ決定することができる。
(13)本実施例は、検出器と同じ個数のタイミングピックオフ回路を設け、タイミングピックオフ回路24hに接続される時刻決定回路35h、及びタイミングピックオフ回路24iに接続される時刻決定回路35iがADC制御装置36に接続されるため、ADC制御装置36は、γ線を検出した検出器を特定することができる。
(14)本実施例は、対となる検出器21a及び21bからそれぞれ出力されるγ線検出信号を入力して波高値を測定する波高値測定手段として、γ線検出信号の極性を反転させる極性反転アンプ24c,極性反転アンプ24に接続されるピークホールド回路24d、及び入力されたγ線検出信号で波高値を測定するピークホールド回路24eを備えている。このような構成を備えるため、対となる検出器21a及び検出器21bを電気的に接続して、それぞれから出力されるγ線検出信号を波高値測定手段に伝える配線を共有した場合であっても、ピークホールド回路24d及びピークホールド回路24eは、それぞれのγ線検出信号の波高値を測定することができる。
20Bとを一体化して一つの基板として、コネクタC1を用いないようにすることもできる。
20Abの基板本体内にプラスの電圧を印加する電源配線(以下、電源配線(+)という。)を設ける。検出器基板20Aa及び検出器基板20Abは、コネクタを介して同一のASIC基板20Bに接続される。対となる検出器21a及び検出器21bは、ASIC基板20B内の基板信号線で電気的に接続されると共に、一つのアナログ信号処理回路
33に接続される。一つの検出器基板の基板本体内に、電源配線(−)の配線層及び電源配線(+)の配線層の二つの配線層を設ける必要がなくなるため、実施例1で必要であった絶縁のための配線層間距離が不要となる。また、二つの電源配線層間の絶縁構造も不要となる。これにより、検出器基板の基板本体の厚みが薄くなり、検出器の緻密実装が可能となるため、実効的なγ線の検出感度が向上し検査時間が短縮される。検出器基板20Aa、及び検出器基板20Abからの検出信号は、コネクタを介してASIC基板20Bに伝送したが、マザーボード方式を採用してもよい。
Claims (13)
- 放射線を検出して検出信号を出力する複数の第1半導体放射線検出器と、
前記第1半導体放射線検出器と極性の異なる検出信号を出力する複数の第2半導体放射線検出器と、
対となる前記第1半導体放射線検出器及び前記第2半導体放射線検出器にそれぞれ接続され、前記検出信号の極性の違いに基づいて、それらの半導体放射線検出器のうち放射線を検出した前記半導体放射線検出器を識別する信号処理装置を備えることを特徴とする核医学診断装置。 - 放射線を検出して負の検出信号を出力する複数の第1半導体放射線検出器と、
放射線を検出して正の検出信号を出力する複数の第2半導体放射線検出器と、
対となる前記第1半導体放射線検出器及び前記第2半導体放射線検出器にそれぞれ接続され、検出信号の極性の違いに基づいて、それらの半導体放射線検出器のうち放射線を検出した前記半導体放射線検出器を識別する信号処理装置を備えることを特徴とする核医学診断装置。 - 対となる前記第1半導体放射線検出器及び前記第2半導体放射線検出器からのそれぞれの前記検出信号を入力する一つの増幅器と、
前記増幅器から出力されるそれぞれの前記検出信号を入力する前記信号処理装置とを備えたことを特徴とする請求項1または請求項2に記載の核医学診断装置。 - 対となる前記第1半導体放射線検出器及び前記第2半導体放射線検出器は、それぞれから出力される前記検出信号を前記信号処理装置に伝える配線を共有していることを特徴とする請求項1ないし請求項3のいずれか1項に記載の核医学診断装置。
- 前記信号処理装置は、
前記配線に接続され、前記第1半導体放射線検出器から入力される前記検出信号に基づいてタイミング信号を生成し、そのタイミング信号を出力する第1タイミング信号生成装置と、
前記配線に接続され、対となる前記第1半導体放射線検出器及び前記第2半導体放射線検出器から入力される前記検出信号の極性を反転する手段と、
前記極性反転手段に接続され、極性が反転された前記第2半導体放射線検出器の検出信号に基づいて、タイミング信号を生成し、そのタイミング信号を出力する第2タイミング信号生成装置を備えることを特徴とする請求項1ないし請求項4のいずれか1項に記載の核医学診断装置。 - 前記第1タイミング信号生成装置及び第2タイミング信号生成装置のうちいずれのタイミング信号生成装置が前記タイミング信号を出力したかに基づいて、対となる前記半導体放射線検出器のうち放射線を検出した前記半導体放射線検出器の位置情報を特定する検出器認識手段とを備えることを特徴とする請求項5に記載の核医学診断装置。
- 前記第1半導体放射線検出器に正の第1バイアス電圧を印加し、
前記第2半導体放射線検出器に負の第2バイアス電圧を印加する電源装置を備えることを特徴とする請求項1ないし請求項6のいずれか1項に記載の核医学診断装置。 - 対となる前記第1半導体放射線検出器及び前記第2半導体放射線検出器は、信号取り出し電極を共有していることを特徴とする請求項1ないし請求項7のいずれか1項に記載の核医学診断装置。
- 対となる前記第1半導体放射線検出器及び前記第2半導体放射線検出器に接続され、前記第1半導体放射線検出器及び前記第2半導体放射線検出器からの前記検出信号に対する波高値信号を出力する波高値信号出力手段を備えることを特徴とする請求項1ないし8のいずれか1項に記載の核医学診断装置。
- 前記波高値信号出力手段は、
入力された前記検出信号の極性を反転する他の極性反転手段と、
前記他の極性反転手段で極性が反転された前記第2放射線検出器の検出信号に対する波高値を保持する第1ピークホールド装置と、
入力された前記第1半導体放射線検出器から出力される前記検出信号に対する波高値を保持する第2ピークホールド装置を備えることを特徴とする請求項9に記載の核医学診断装置。 - 放射線を検出して検出信号を出力する複数の第1半導体放射線検出器と、
前記第1半導体放射線検出器と極性の異なる検出信号を出力する第2半導体放射線検出器とを備える核医学診診断装置における検出器識別方法であって、
対となる第1半導体放射線検出器及び第2半導体放射線検出器からそれぞれ出力される前記検出信号の極性の違いに基づいて、それらの半導体放射線検出器のうち放射線を検出した前記半導体放射線検出器を識別することを特徴とする検出器識別方法。 - 請求項11に記載の検出器識別方法であって、
対となる前記第1半導体放射線検出器及び前記第2半導体放射線検出器からそれぞれ出力される前記検出信号を一つの増幅器に入力し、
前記増幅器から出力される前記検出信号の極性の違いに基づいて、それらの半導体放射線検出器のうち放射線検出器を検出した前記半導体放射線検出器を識別することを特徴とする検出器識別方法。 - 請求項11に記載の検出器識別方法であって、
前記第1半導体放射線検出器から出力された前記検出信号に基づいて生成したタイミング信号を第1タイミング信号生成装置から出力し、
前記第1半導体放射線検出器及び前記第2半導体放射線検出器から出力された前記検出信号の極性を反転し、
極性を反転した第2放射線検出器からの前記検出信号に基づいて生成したタイミング信号を第2タイミング信号生成装置から出力し、
前記第1タイミング信号生成装置及び第2タイミング信号生成装置のうちいずれのタイミング信号生成装置が前記タイミング信号を出力したかに基づいて、対となる前記半導体放射線検出器のうち放射線を検出した前記半導体放射線検出器の位置情報を特定することを特徴とする検出器識別方法。
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