JP5531021B2 - パルス波高分析器およびこれを備える核医学診断装置 - Google Patents

Description

本発明は、放射線パルスの波高値を分析して必要な波高値の放射線パルスのみを取り出すパルス波高分析器に係り、特に、放射線パルスの波高値を計測する技術に関する。

従来、この種のパルス波高分析器として、放射線検出器に備えられるパルス波高分析器について、三つの例を挙げて説明する。なお、ここで放射線パルスとは、シンチレータにγ線あるいはＸ線が入射した時の相互作用による発光をＰＭＴ（Ｐｈｏｔｏｍｕｉｔｉｐｌｉｅｒ ｔｕｂｅ）やフォトダイオードなどの光電変換素子により電流パルスに変え、さらに電流電圧変換回路により電圧パルスに変換して得られるものである。図示される放射線パルスは、それぞれ事象が異なるが便宜上、同一のタイミングで検出されたものとして示す。

第一の技術として、パルスの立ち上がり時間と減衰時間との合計であるパルス波長が数十ｎｓｅｃの放射線パルスをフィルター（ＣＲ積分）により数μｓｅｃまで波形整形を行い、その波形整形された放射線パルスが閾値電圧を超えてから一定時間（例えば５００ｎｓｅｃ）を経過した時に、放射線パルスをサンプルホールドし、そのピーク値を一回だけＡＤ変換することで波高値を求めるものがある（以下、フィルター積分方式と呼ぶ）。

第二の技術として、パルス波長が数十ｎｓｅｃの放射線パルスをフィルター（ＣＲ積分）により数百ｎｓｅｃまで波形整形を行い、その波形整形された放射線パルスが閾値電圧を超えてから一定時間（例えば２０ｎｓｅｃ）間隔でたとえば８回ＡＤ変換した後に、ＡＤ変換することで求められた波高値を全て加算することで放射線パルスの波高値を求めるものがある（以下、デジタル積分方式と呼ぶ）。

第三の技術として、パルス波長が数十ｎｓｅｃの放射線パルスをフィルター（ＣＲ積分）により数百ｎｓｅｃまで波形整形を行い、その波形整形された放射線パルスが閾値電圧を超えてから同じ閾値電圧に戻るまでのパルス時間幅を測定することでパルス波高値を求めるものがある（以下、ＴＯＴ（Ｔｉｍｅ Ｏｖｅｒ Ｔｈｒｅｓｈｏｌｄ）方式と呼ぶ）（例えば、非特許文献１参照）。
高橋浩之、藤原健、島添健次著 「ＰＥＴ装置開発の展望（２６）フロントエンド信号処理におけるＴｉｍｅ ｏｖｅｒ ｔｈｒｅｓｈｏｌｄ ｍｅｔｈｏｄの利用」 ＮＩＲＳ−Ｒ（Ｎａｔｉｏｎａｌ Ｉｎｓｔ． ｏｆ Ｒａｄｉｏｌｏｇｉｃａｌ Ｓｃｉｅｎｃｅｓ） 放射線医学総合研究所、２００９年４月８日、 http://jglobal.jst.go.jp/public/20090422/200902256578352763

しかしながら、これらの従来技術には次のような問題点がある。すなわち、デジタル積分方式においては、放射線パルスのピーク値をＡＤ変換してパルス波高値を測定するので、高精度なＡＤコンバータが必要である。また、デジタル積分方式においては、例えば２０ｎｓｅｃ間隔で８回ＡＤ変換して各パルス波高値を求めた後すべてを加算してパルス波高値を求めるので、極めて高速なＡＤコンバータが必要である。どちらのＡＤコンバータも高価なため、多数の放射線検出素子で構成される放射線検出器から次々と出力される放射線パルスを個々にＡＤ変換する用途にはＡＤコンバータの数が増大し膨大なコストがかかる。また、その処理及び制御回路も複雑なので、多チャンネルの用途に適さない。

ＴＯＴ方式においては、パルス時間幅を測定することでパルス波高値を求めるので、ＡＤコンバータは不要である。そのため、極めて簡単な構造であり、多チャンネルの用途にも適する。その一方で、図１０に示すように、パルス波高値に対するパルス時間幅のリニアリティは、パルス波高値が高くなるにつれて悪化する。例えば、図１１（ａ）には波形整形後の放射線パルスＰａ４，Ｐａ５，Ｐａ６を示す。この放射線パルスＰａ４がパルス時間幅（閾値電圧ｖｔｈを超えてから閾値電圧ｖｔｈに戻るまでのパルス時間幅）はＷｔｏｔ４であり、放射線パルスＰａ５のパルス時間幅はＷｔｏｔ５であり、放射線パルスＰａ６のパルス時間幅はＷｔｏｔ６である。この放射線パルスＰａ４，Ｐａ５，Ｐａ６ように波高値が高いパルス同士については、波高値の差に比べて、パルス時間幅Ｗｔｏｔ４，Ｗｔｏｔ５，Ｗｔｏｔ６にはそれほど差が付かない。つまり、求められる波高値の精度が低下する。すると、図１１（ｂ）に示すように、本来ならばエネルギーウィンドウＥＷ内に入らない高い波高値の放射線パルスＰａｈ（例えば、放射線パルスＰａ４，Ｐａ５）が誤ってエネルギーウィンドウＥＷ（例えば、放射線パルスＰａ６を含むエネルギーウィンドウＥＷ）内に入る事態が生じる。その結果、エネルギーウィンドウＥＷ内のエネルギースペクトラムＰａｔに散乱成分が入り込み、精度の悪いエネルギースペクトラムＰａｆが生じる。そのため、ルックアップテーブルを利用した補正を行っても、波高値の精度低下は改善されないので、エネルギー分解能が悪化するという問題は依然として残る。

本発明は、このような事情に鑑みてなされたものであって、パルス時間幅に対するパルス波高値のリニアリティを改善し、エネルギー分解能を向上することができるパルス波高分析器を提供することを目的とする。

本発明は、このような目的を達成するために、次のような構成をとる。
すなわち、本発明のパルス波高分析器は、放射線の入射による発光を変換して得られる放射線パルスの波高値を放射線パルスが所定の閾値を上回るタイミングからこの放射線パルスが減衰して所定の閾値を下回るタイミングまでの時間を測定することにより計測し、この放射線パルスの波高値を分析して必要な波高値の放射線パルスのみを取り出すパルス波高分析器であって、この放射線パルスがこの所定の閾値を上回るタイミングに同期してこの所定の閾値を増加させ、増加後の閾値を下回るタイミングまでの時間を測定する閾値増加手段を備えることを特徴とするものである。

本発明のパルス波高分析器によれば、放射線の入射による発光を変換して得られる放射線パルスの波高値を放射線パルスが所定の閾値を上回るタイミングからこの放射線パルスが減衰して所定の閾値を下回るタイミングまでの時間を測定することにより計測し、この放射線パルスの波高値を分析して必要な波高値の放射線パルスのみを取り出す。そして、閾値増加手段はこの放射線パルスがこの所定の閾値を上回るタイミングに同期してこの所定の閾値を増加させ、増加後の閾値を下回るタイミングまでの時間を測定する。すなわち、この放射線パルスが減衰して所定の閾値を下回るタイミングとは、増加された所定の閾値を下回るタイミングになる。これにより、放射線パルスが減衰して所定の閾値を下回るタイミングは、所定の閾値が固定である従来の波高分析器と比べて早くなる。したがって、パルス時間幅に対するパルス波高値のリニアリティを改善し、エネルギー分解能を向上することができる。

本発明のパルス波高分析器は、基準電圧として一定電圧の初期閾値を出力する初期閾値出力手段と、この放射線パルスとこの初期閾値との大小を比較する比較器と、この放射線パルスがこの初期閾値よりも大きいときは所定の時間に亘って所定の波高値の基準パルスを発生させる基準パルス発生手段と、この基準パルスを受けてこの所定の時間に亘ってこの初期閾値からこの所定の波高値に近づくまで増加する増加閾値を基準電圧としてこの比較器に出力する増加閾値出力手段であることを特徴とするものである。

上述のパルス波高分析器によれば、まず、比較器は初期閾値出力手段により基準電圧として出力される初期閾値と放射線パルスとを比較する。そして、基準パルス発生手段は、放射線パルスが初期閾値よりも大きいときは所定の時間に亘って所定の波高値の基準パルスを発生する。増加閾値出力手段はこの基準パルスを受け取ると、この所定の時間に亘って増加閾値を初期閾値から所定の波高値まで増加させる。そして、増加閾値出力手段はこの増加閾値を基準電圧として比較器に出力する。これにより、放射線パルスが初期閾値を上回るタイミングからこの放射線パルスが減衰して増加閾値を下回るタイミングまでの時間を測定して放射線パルスの波高値を計測するので、パルス時間幅に対するパルス波高値のリニアリティを改善し、エネルギー分解能を向上することができる。これに加えて、基準パルスの出力がＯＮする所定の時間に亘って増加閾値が増加し続けるので、放射線パルスが基準電圧を下回ることにより発生するチャタリングの発生を防止し、正確に放射線パルスの波高値を分析できる。

また、本発明のパルス波高分析器は、この基準パルス発生手段は、コンデンサと抵抗とを有し、この比較器から出力される出力信号をトリガーとして所定の時定数で所定の波高値の基準パルスを発生させるワンショットマルチバイブレータ回路であり、この増加閾値出力手段は、コンデンサと抵抗とで構成されるＣＲ回路であって、この基準パルスを受けて充電を開始することにより所定の時定数でこの増加閾値を増加させることが好ましい。

上述のパルス波高分析器によれば、この基準パルス発生手段はワンショットマルチバイブレータ回路によって基準パルスを発生し、増加閾値出力手段はＣＲ回路により増加閾値を増加させる。そして、放射線パルスが初期閾値を上回るタイミングからこの放射線パルスが減衰して増加閾値を下回るタイミングまでの時間を測定して放射線パルスの波高値を計測する。これにより、パルス時間幅に対するパルス波高値のリニアリティを改善し、エネルギー分解能を向上することができる。これに加えて、高精度なＡＤコンバータを使用しないので低価格であり、かつ、その処理および制御回路がシンプルであるパルス波高分析器を提供できる。

また、本発明のパルス波高分析器は、この増加閾値をこの初期閾値まで立ち下げる増加閾値立ち下げ手段と、この閾値増加手段とこの増加閾値立ち下げ手段とを切り替える閾値切替手段とを備え、この閾値切替手段はこの基準パルスの立ち上がりに同期してこの閾値増加手段に切り替え、この基準パルスの立ち下がりに同期してこの増加閾値立ち下げ手段に切り替えることが好ましい。

上述のパルス波高分析器によれば、増加閾値立ち下げ手段は増加閾値を初期閾値まで立ち下げる。また、閾値切替手段は、閾値増加手段による増加閾値の増加と増加閾値立ち下げ手段による増加閾値の立ち下げとを切り替える。そして、閾値切替手段は、放射線パルスが初期閾値を上回るタイミングで出力される基準パルスの立ち上がりに同期して閾値の増加に切り替え、この基準パルスの立ち下がりに同期して増加閾値の立ち下げに切り替える。パルス時間幅に対するパルス波高値のリニアリティを改善し、エネルギー分解能を向上することができる。これに加えて、閾値切替手段により増加閾値を強制的に立ち下げることができるので、一定の時間に入射する放射線パルスの数が多いときでも、計測漏れを少なくできる。

本発明の核医学診断装置は、放射性薬剤が投与された被検体から発生する放射線を放射線パルスに変換して検出する放射線検出手段と、この放射線パルスの波高値を放射線パルスが所定の閾値を上回るタイミングからこの放射線パルスが減衰して所定の閾値を下回るタイミングまでの時間を測定することにより計測し、この放射線パルスの波高値を分析して必要な波高値の放射線パルスのみを取り出すパルス波高分析器とを備え、このパルス波高分析器により取り出された必要な波高値の放射線パルスに基づいて被検体の核医学データを取得する核医学診断装置であって、このパルス波高分析器は、放射線パルスが所定の閾値を上回るタイミングに同期して所定の閾値を増加させ、増加後の閾値を下回るタイミングまでの時間を測定する閾値増加手段を備えることを特徴とするものである。

上述の核医学診断装置によれば、放射線検出手段は放射性薬剤が投与された被検体から発生する放射線を放射線パルスに変換してパルス波高分析器に出力する。この放射線パルスの波高値を放射線パルスが所定の閾値を上回るタイミングからこの放射線パルスが減衰して所定の閾値を下回るタイミングまでの時間を測定することにより計測し、この放射線パルスの波高値を分析して必要な波高値の放射線パルスのみを取り出す。この取り出された必要な波高値の放射線パルスに基づいて被検体の核医学データを取得する。ここで、閾値増加手段は、この放射線パルスがこの所定の閾値を上回るタイミングに同期してこの所定の閾値を増加させ、増加後の閾値を下回るタイミングまでの時間を測定する。すなわち、この放射線パルスが減衰して所定の閾値を下回るタイミングとは、増加された所定の閾値を下回るタイミングになる。これにより、放射線パルスが減衰して所定の閾値を下回るタイミングは、所定の閾値が固定である従来のパルス波高分析器と比べて早くなる。したがって、パルス時間幅に対するパルス波高値のリニアリティを改善し、エネルギー分解能を向上することができる。その結果、高いパルス波高値におけるエネルギースペクトラムの精度が上がり、とくに高エネルギーにおける散乱成分を除去できるので、診断精度の高い核医学データを取得できる。

また、本発明の核医学診断装置は、この閾値増加手段は、基準電圧として一定電圧の初期閾値を出力する初期閾値出力手段と、この放射線パルスとこの初期閾値との大小を比較する比較器と、この放射線パルスが前記初期閾値よりも大きいときは所定の時間に亘って所定の波高値の基準パルスを発生させる基準パルス発生手段と、この基準パルスを受けてこの所定の時間に亘ってこの初期閾値からこの所定の波高値に近づくまで増加する増加閾値を基準電圧としてこの比較器に出力する増加閾値出力手段であることが好ましい。

上述の核医学診断装置によれば、この閾値増加手段において、まず、比較器は初期閾値出力手段により基準電圧として出力される初期閾値と放射線パルスとを比較する。そして、基準パルス発生手段は、放射線パルスが初期閾値よりも大きいときは所定の時間に亘って所定の波高値の基準パルスを発生する。増加閾値出力手段はこの基準パルスを受け取ると、この所定の時間に亘って増加閾値を初期閾値から所定の波高値に近づくまで増加させる。そして、増加閾値出力手段はこの増加閾値を基準電圧として比較器に出力する。これにより、放射線パルスが初期閾値を上回るタイミングからこの放射線パルスが減衰して増加閾値を下回るタイミングまでの時間を測定して放射線パルスの波高値を計測するので、パルス時間幅に対するパルス波高値のリニアリティを改善し、エネルギー分解能を向上することができる。その結果、診断精度の高い核医学データを取得できる。これに加えて、基準パルスの出力がＯＮする所定の時間に亘って増加閾値が増加し続けるので、放射線パルスが基準電圧を下回ることにより発生するチャタリングの発生を防止し、正確に放射線パルスの波高値を分析できる。

また、本発明の核医学診断装置は、この基準パルス発生手段は、コンデンサと抵抗とを有し、この比較器から出力される出力信号をトリガーとして所定の時定数で所定の波高値の基準パルスを発生させるワンショットマルチバイブレータ回路であり、この増加閾値出力手段は、コンデンサと抵抗とで構成されるＣＲ回路であって、この基準パルスを受けて充電を開始することにより所定の時定数でこの増加閾値を増加させることが好ましい。

上述の核医学診断装置によれば、この基準パルス発生手段はワンショットマルチバイブレータ回路によって基準パルスを発生し、増加閾値出力手段はＣＲ回路により増加閾値を増加させる。そして、放射線パルスが初期閾値を上回るタイミングからこの放射線パルスが減衰して増加閾値を下回るタイミングまでの時間を測定して放射線パルスの波高値を計測する。これにより、パルス時間幅に対するパルス波高値のリニアリティを改善し、エネルギー分解能を向上することができる。その結果、診断精度の高い核医学データを取得できる。これに加えて、パルス波高分析器は、高精度なＡＤコンバータを使用しないので低価格であり、かつ、その処理および制御回路がシンプルであるので、低価格かつシンプルな核医学診断装置を提供できる。

また、本発明の核医学診断装置は、このコンデンサを強制的に放電させることによりこの増加閾値をこの初期閾値まで立ち下げる増加閾値立ち下げ手段と、この閾値増加手段とこの増加閾値立ち下げ手段とを切り替える閾値切替手段とを備え、この閾値切替手段はこの基準パルスの立ち上がりに同期してこの閾値増加手段に切り替え、この基準パルスの立ち下がりに同期してこの増加閾値立ち下げ手段に切り替えることが好ましい。

上述の核医学診断装置によれば、増加閾値立ち下げ手段は増加閾値を初期閾値まで立ち下げる。また、閾値切替手段は、閾値増加手段による増加閾値の増加と増加閾値立ち下げ手段による増加閾値の立ち下げとを切り替える。そして、閾値切替手段は、放射線パルスが初期閾値を上回るタイミングで出力される基準パルスの立ち上がりに同期して閾値の増加に切り替え、この基準パルスの立ち下がりに同期して増加閾値の立ち下げに切り替える。パルス時間幅に対するパルス波高値のリニアリティを改善し、エネルギー分解能を向上することができる。その結果、診断精度の高い核医学データを取得できる。これに加えて、閾値切替手段により増加閾値を強制的に立ち下げることができるので、一定の時間に入射する放射線パルスの数が多いときでも、計測漏れを少なくできる。

また、本発明の核医学診断装置は、この放射線検出手段は、シンチレータ素子および光電変換素子からなる検出セルが複数配列されるものであって、この検出セルごとに前記比較器とこの基準パルス発生手段とこの増加閾値出力手段とが配設されることが好ましい。

上述の核医学診断装置によれば、この放射線検出手段がシンチレータ素子および光電変換素子からなる検出セルが複数配列されるものであって、この検出セルごとにこの比較器とこの基準パルス発生手段とこの増加閾値出力手段とが配設される。これにより、検出セルの数が増えて多チャンネル化し、使用されるパルス波高分析器の数が多くなった場合でも、パルス波高分析器は、高精度なＡＤコンバータを使用しないので低価格であり、かつ、その処理および制御回路がシンプルであるので、低価格かつシンプルな核医学診断装置を提供できる。

また、本発明の核医学診断装置は、この核医学診断装置は、単一光子を放出する放射性同位元素で標識された放射性薬剤が使用されるガンマカメラであって、この単一光子の強度に応じてこの基準パルス発生手段に用いられる時定数または前記増加閾値出力手段に用いられる時定数のうち少なくともいずれか一方を変えることが好ましい。

上述の核医学診断装置によれば、単一光子を放出する放射性同位元素で標識された放射性薬剤が使用されるガンマカメラである場合、この単一光子の強度に応じてこの基準パルス発生手段に用いられる時定数またはこの増加閾値出力手段に用いられる時定数のうち少なくともいずれか一方を変えることができる。ガンマカメラでは、異なる強度の単一光子を放出する放射性同位元素で標識された放射性薬剤が使用される。これにより、使用される薬剤が変わって放射線パルスの波高値が大きく変わり、既に設定されていた増加閾値を用いてはパルス時間幅に対するパルス波高値のリニアリティを十分に改善できない場合でも、単一光子の強度に合わせた最適な時定数に変更することにより、十分にリニアリティを改善できる。

また、本発明の核医学診断装置は、この放射線パルスの計数率に応じてこの基準パルス発生手段に用いられる時定数またはこの増加閾値出力手段に用いられる時定数のうち少なくともいずれか一方を変えることが好ましい。

上述の核医学診断装置によれば、この放射線パルスの計数率に応じてこの基準パルス発生手段に用いられる時定数またはこの増加閾値出力手段に用いられる時定数のうち少なくともいずれか一方を変えることができる。これにより、一定時間内に検出される放射線の数（計数率）が変わり、既に設定されていた増加閾値を用いてはパルス時間幅に対するパルス波高値のリニアリティを十分に改善できない場合でも、計数率に合わせた最適な時定数に変更することにより、十分にリニアリティを改善できる。

本発明に係るパルス波高分析器によれば、放射線の入射による発光を変換して得られる放射線パルスの波高値を放射線パルスが所定の閾値を上回るタイミングからこの放射線パルスが減衰して所定の閾値を下回るタイミングまでの時間を測定することにより計測し、この放射線パルスの波高値を分析して必要な波高値の放射線パルスのみを取り出す。そして、閾値増加手段はこの放射線パルスがこの所定の閾値を上回るタイミングに同期してこの所定の閾値を増加させ、増加後の閾値を下回るタイミングまでの時間を測定する。これにより、放射線パルスが減衰して所定の閾値を下回るタイミングは、所定の閾値が固定である従来の波高分析器と比べて早くなる。したがって、パルス時間幅に対するパルス波高値のリニアリティを改善し、エネルギー分解能を向上することができる。

実施例１に係るパルス波高分析器の全体構成を示すブロック図である。 実施例１に係るパルス波高分析器に備えられる波高値計測部の回路図である。 実施例１に係るパルス波高分析器において、増加閾値Ｖｒｅｆを増加させるタイミングチャートである。 実施例１に係るパルス波高分析器において、パルス波高値に対するパルス時間幅のリニアリティの改善示す線グラフである。 実施例２に係るパルス波高分析器に備えられる波高値計測部４の回路図である。 実施例２に係るパルス波高分析器において、増加閾値を増加および減衰させるタイミングチャートである。 実施例３に係るガンマカメラの全体構成を示すブロック図である。 実施例３に係るガンマカメラに備えられるγ線検出器を示す模式図である。 各実施例に係る変形例として備えられる定電流回路を示す回路図である。 従来のＴＯＴ方式におけるパルス波高値とパルス時間幅との関係を示す模式図である。 従来のＴＯＴ方式におけるタイミングチャートである。 従来技術の欄で発明者の知見として記載される回路図である。 従来技術の欄で発明者の知見として記載される回路図において発生するチャタリングを示すタイミングチャートである。

４ … 波高値計測部
７ … 比較器
８ … 基準パルス発生器
９ … 初期閾値電源
１０ … 抵抗
１１ … コンデンサ
１２ … 抵抗
１３ … カウンタ回路
Ｐａ … アナログ放射線パルス
Ｐｄ … デジタル放射線パルス
Ｐｍ … 基準パルス
Ｖｔｈ … 初期閾値
Ｖｒｅｆ … 増加閾値

放射線の入射による発光を変換して得られる放射線パルスの波高値を放射線パルスが所定の閾値を上回るタイミングからこの放射線パルスが減衰して所定の閾値を下回るタイミングまでの時間を測定することにより計測するパルス波高分析器であって、この放射線パルスがこの所定の閾値を上回るタイミングに同期してこの所定の閾値を増加させることにより、パルス波高値に対するパルス時間幅のリニアリティを改善するという目的を実現した。

以下、図面を参照して本発明の実施例1を説明する。図１は、実施例１に係るパルス波高分析器の全体構成を示すブロック図であり、図２は、放射線パルスの波高値を計測する波高値計測部の回路図であり、図３は、波高値計測部において増加閾値を増加させるタイミングチャートであり、図４は、パルス波高値に対するパルス時間幅のリニアリティの改善を示す線グラフである。

図１を参照して実施例１の全体構成を説明する。実施例１に係るパルス波高分析器１は、電流パルスとして入力される放射線パルスを電圧パルスに変換する電流電圧変換部２と、電圧パルスに変換された放射線パルスを増幅して波形整形する波形整形部３と、波形整形された放射線パルスの波高値を計測する波高値計測部４と、この波高値に基づいて所定の波高値の放射線パルスのみを必要なパルスとして取り出すエネルギー弁別部５とを備える。

電流電圧変換部２は、電流パルスとして入力される放射線パルスを電圧パルスに変換するオペアンプで構成される。ＣＲ積分回路を備えるシェーピングアンプであれば、電流電圧変換と波形整形とを１つの回路で行うことも可能である。

波形整形部３は、放射線パルスをＣＲ積分回路のようなフィルタにより波形整形する。例えば、パルス波長が数十ｎｓｅｃの放射線パルスであれば、その数十倍の数百ｎｓｅｃにまで積分する。このような波形整形を行うのは、現実の放射線パルスが閾値を上回ってから閾値を下回るまでの時間（パルス時間幅）は、数十ｎｓｅｃのパルス波長よりもさらに短くなるからである。パルス時間幅を計測するカウンターパルスの周波数を１GＨｚかそれ以上にすれば波形整形せずにパルス時間幅を計測することも可能であるが、現実に使用される装置ではこのような周波数のパルスを出力することは難しい。そこで、実際に使用される１００ＭＨｚないし２００ＭＨｚの周波数のカウンターパルスでパルス時間幅を計測するには、波形整形することが望ましい。

図２を参照して波高値計測部４を構成する電気回路を説明する。波高値計測部４は、波形整形されたアナログ放射線パルスＰａと基準電圧に相当する初期閾値Ｖｔｈまたは増加閾値Ｖｒｅｆとを比較する比較器７と、アナログ放射線パルスＰａが初期閾値Ｖｔｈよりも大きいときは所定の時間に亘って所定の波高値の基準パルスＰｍを発生させる基準パルス発生器８と、基準電圧に相当する初期閾値Ｖｔｈを比較器７に出力する初期閾値電源９と、初期閾値電源９と比較器７との間に接続される抵抗１０と、増加閾値Ｖｒｅｆの増加に用いられるコンデンサ１１および抵抗１２と、比較器７から出力されるデジタル放射線パルスＰｄの波高値を計測するカウンタ回路１３とを備える。なお、比較器７はこの発明の比較器に相当し、初期閾値電源９はこの発明の初期閾値出力手段に相当し、基準パルス発生器８はこの発明の基準パルス発生手段に相当し、コンデンサ１１および抵抗１２はこの発明の増加閾値出力手段に相当する。

比較器７は、信号入力（プラス側）端子に与えられる放射線パルスが基準電圧入力（マイナス側）に設定される所定の閾値を超えると出力をＯＮし、その放射線パルスが基準電圧として設定される所定の閾値を下回ると出力をＯＦＦする。すなわち、アナログ放射線パルスＰａが基準電圧として設定される初期閾値Ｖｔｈを上回るときに、比較器７はデジタル放射線パルスＰｄの出力をＯＮする。そして、アナログ放射線パルスＰａがピーク値を過ぎて減衰しながら基準電圧として設定される増加閾値Ｖｒｅｆを下回るときに、比較器７は出力をＯＦＦする。比較器７は、デジタル放射線パルスＰｄを基準パルス発生器８とカウンタ回路１３に出力する。

初期閾値Ｖｔｈは、一定の電圧値である。また、初期閾値Ｖｔｈは低い電圧値であることが好ましい。これは、放射線パルスは波高値が高いほど初期閾値Ｖｔｈを上回るまでの時間が短く、波高値が低いほど初期閾値Ｖｔｈを上回るまでの時間が長いからである。その結果、仮に異なる波高値の放射線パルスを同時に計測したとすると、初期閾値Ｖｔｈを上回るタイミングは波高値が高い放射線パルスの方が早い。そこで、初期閾値Ｖｔｈをできるだけ低く設定すれば、この立ち上がりのタイミングのばらつきを抑えることができるからである。

基準パルス発生器８は、デジタル放射線パルスＰｄがＯＮするときの立ち上がりをトリガーとして、所定の時間幅および所定の波高値の基準パルスＰｍを発生させる。この基準パルス発生器８は、コンデンサ１５および抵抗１７を有するワンショットマルチバイブレータ回路（単安定マルチバイブレータ回路）で構成される。基準パルスＰｍはコンデンサ１１および抵抗１２に与えられる。基準パルス発生器８は、基準パルスＰｍのＯＮからＯＦＦまでの間に他のパルスが入力されても他の基準パルスＰｍを出力しない。基準パルスＰｍの所定の時間幅は、基準パルス発生器８を構成するコンデンサ１５の容量と抵抗１７の値の積により定まる時定数によって決まる。基準パルスＰｍの所定の波高値は例えば３．３ｖや５ｖなど固定の電圧値である。基準パルスＰｍがＯＦＦのときの波高値は、初期閾値Ｖｔｈと同じ電圧値である。

基準パルスＰｍがコンデンサ１１に印加される間、コンデンサ１１は電荷を蓄積する。電荷の蓄積によりコンデンサ１１は比較器７に設定される基準電圧を上昇させる。これにより、コンデンサ１１は基準パルスＰｍの所定の時間幅に亘り増加閾値Ｖｒｅｆを増加させる。コンデンサ１１の容量と抵抗１２の値との積により定まる時定数は、増加閾値Ｖｒｅｆが増加する時間、すなわち基準パルスＰｍの所定の時間幅に合わせて設定する。

このように、基準パルスＰｍを抵抗１２およびコンデンサ１１を介して比較器７の基準電圧としてフィードバックさせると、増加閾値Ｖｒｅｆは初期閾値Ｖｔｈを超えてからの時間とともに上昇する。増加閾値Ｖｒｅｆの電圧値は、Ｖｍ＊（１−ｅｘｐ（−ｔ／τ））によって定まる。ここで、Ｖｍは基準パルスＰｍの波高値である。ｔは増加閾値Ｖｒｅｆが初期閾値Ｖｔｈを超えてから時間である。τはコンデンサ１１の容量と抵抗１２の値との積によって定まる時定数である。増加閾値Ｖｒｅｆは、ｔの値が大きくなるに従って指数関数的に増加して波高値Vｍに漸近する。時定数τが大きくなるに従って波高値Ｖｒｅｆに近づくまでの時間が長くなり、時定数τが小さくなるに従って波高値Ｖｒｅｆに近づくまでの時間が短くなる。よって、基準電圧Ｐｍのパルス時間幅Ｔｍの範囲内で、コンデンサ１１と抵抗１２との組み合わせによって、時定数τを自由に設定できる。

カウンタ回路１３は、デジタル放射線パルスＰｄのパルス時間幅を計測することにより、放射線パルスの波高値を計測する。すなわち、カウンタ回路１３は、デジタル放射線パルスＰｄの立ち上がりに同期してカウンターパルスを発生させるとともに、デジタル放射線パルスＰｄの立ち下がりに同期してタウンターパルスを停止させる。そして、この間に計数されるパルスのカウント数に応じて放射線パルスの波高値が計測される。

次に、波高値計測部４を構成する回路の動作を説明する。アナログ放射線パルスＰａは比較器７に入力され、初期閾値Ｖｔｈよりも大きいときはデジタル放射線パルスＰｄが基準パルス発生器８およびカウンタ回路１３に出力される。基準パルス発生器８は基準パルスＰｍを発生させ、コンデンサ１１と抵抗１２に電圧を加える。コンデンサ１１に加えられる電圧が上昇するに従って、増加閾値Ｖｒｅｆも増加する。減衰し始めたアナログ放射線パルスＰａが増加閾値Ｖｒｅｆよりも小さくなるときはデジタル放射線パルスＰｄの出力がＯＦＦする。デジタル放射線パルスＰｄがＯＦＦするときも増加閾値Ｖｒｅｆは増加し続け、ピークに達すると自然放電を開始する。カウンタ回路１３はデジタル放射線パルスのパルス時間幅を計測する。これにより、アナログ放射線パルスＰａの波高値が計測される。

次に、図３を参照して、増加閾値Ｖｒｅｆを増加させるタイミングを説明する。図３は、縦軸をパルス波高値とし横軸をパルス時間幅とするタイミングチャートである。Ｐａ１´，Ｐａ２´，Ｐａ３´は電流電圧変換部２から出力されるアナログ放射線パルスである。Ｐａ１，Ｐａ２，Ｐａ３は波形整形部３から出力されるアナログ放射線パルスである。Ｐｄ１，Ｐｄ２，Ｐｄ３は比較器７から出力されるデジタル放射線パルスである。Ｗｔｏｔ１，Ｗｔｏｔ２，Ｗｔｏｔ３はＰｄ１，Ｐｄ２，Ｐｄ３のパルス幅である。Ｐｍは基準パルス発生器８から出力される基準パルスである。Ｔｍは基準パルスＰｍのパルス幅であり、Ｖｍは基準パルスＰｍの波高値である。また、増加閾値Ｖｒｅｆは基準パルスの波高値Ｖｍに近づくように増加する。

Ｐａ１´，Ｐａ２´，Ｐａ３´は、異なるタイミングで入力される放射線パルスであるが、説明の便宜上同じタイミングで立ち上がりを開始するものとする。アナログ放射線パルスＰａ１が初期閾値Ｖｔｈを上回るタイミングに同期してデジタル放射線パルスＰｄ１は立ち上がり、アナログ放射線パルスＰａ１が増加閾値Ｖｒｅｆを下回るタイミングに同期してデジタル放射線パルスＰｄ１は立ち下がる。デジタル放射線パルスＰｄ１の立ち上がりをトリガーとして基準パルスＰｍは立ち上がり、所定の時間Ｔｍを経過後基準パルスＰｍは立ち下がる。基準パルスＰｍの立ち上がりに同期して増加閾値Ｖｒｅｆは増加する。増加閾値Ｖｒｅｆはアナログ放射線パルスＰａ１とのクロスポイント電位Ｖｃｐ1を超えた後も増加し、基準パルスＰｍの立ち下がりに同期して初期閾値Ｖｔｈまで減衰する。Ｐａ２，Ｐａ３についてもＰａ１と同様であるので、重複記載を避けるために説明を省略する。

アナログ放射線パルスＰａ１，Ｐａ２，Ｐａ３と初期閾値Ｖｔｈとのクロスポイント電位Ｖｃｐ１´，Ｖｃｐ２´，Ｖｃｐ３´は、近い時間内に発生するが、クロスポイント電位Ｖｃｐ１，Ｖｃｐ２，Ｖｃｐ３は、Ｖｃｐ１´，Ｖｃｐ２´，Ｖｃｐ３´に比べて時間の間隔が十分広い。そして、パルス時間幅Ｗｔｏｔ１，Ｗｔｏｔ２，Ｗｔｏｔ３は、アナログ放射線パルスＰａ１，Ｐａ２，Ｐａ３のパルス波高値に対応して十分に差が出ている。

図４を参照して、パルス波高値に対するパルス時間幅のリニアリティの改善を説明する。図４は、横軸をパルス波高値とし、縦軸をパルス時間幅とする線グラフである。従来では波高値が高くなるにつれて傾きを小さくしていた線グラフが、この実施例ではほぼ直線的に増加していることが分かる。よって、パルス波高値に対するパルス時間幅のリニアリティが改善されることが分かる。

実施例１記載のパルス波高分析器１によれば、まず、比較器７は初期閾値出力部９により基準電圧として出力される初期閾値Ｖｔｈとアナログ放射線パルスＰａとを比較する。そして、基準パルス発生器８は、アナログ放射線パルスＰａが初期閾値Ｖｔｈよりも大きいときは所定の時間Ｔｍに亘って所定の波高値Ｖｍの基準パルスＰｍを発生する。コンデンサ１１および抵抗１２はこの基準パルスＰｍを受け取ると、この所定の時間Ｔｍに亘って増加閾値Ｖｒｅｆを初期閾値Ｖｔｈから所定の波高値Ｖｍに近づくまで増加させる。そして、この増加閾値Ｖｒｅｆは比較器７の基準電圧として設定される。すると、アナログ放射線パルスＰａが減衰して所定の閾値を下回るタイミングは増加閾値Ｖｒｅｆを下回るタイミングとなる。よって、アナログ放射線パルスＰａが初期閾値Ｖｒｈを上回るタイミングからこのアナログ放射線パルスＰａが減衰して増加閾値Ｖｒｅｆを下回るタイミングまでのパルス時間幅を測定することによりこのアナログ放射線パルスＰａの波高値を計測することができる。したがって、パルス時間幅に対するパルス波高値のリニアリティが改善される。

実施例１記載のパルス波高分析器１によれば、基準パルス発生器８を構成するワンショットマルチバイブレータ回路は基準パルスＰｍを発生させ、コンデンサ１１と抵抗１２は増加閾値Ｖｒｅｆを増加させる。そして、アナログ放射線パルスＰａが初期閾値Ｖｔｈを上回るタイミングからこのアナログ放射線パルスＰａが減衰して増加閾値Ｖｒｅｆを下回るタイミングまでの時間を測定して放射線パルスの波高値を計測する。これにより、パルス時間幅に対するパルス波高値のリニアリティを改善し、エネルギー分解能を向上することができる。これに加えて、ＡＤコンバータを使用しないので低価格であり、かつ、その処理および制御回路がシンプルであるパルス波高分析器を提供できる。

次に、図面を参照して本発明の実施例２を説明する。図５は、実施例２に係るパルス波高分析器における放射線パルスの波高値を計測する波高値計測部の回路図であり、図６は、波高値計測部で用いられる増加閾値を増加させるタイミングチャートである。なお、実施例１と同じ構成要素については、重複記載を避けるため適宜同じ符号を用いて説明する。

実施例２に係るパルス波高分析器３１に備えられる波高値計測部３２は、比較器７と、カウンタ回路１３と、基準パルス発生器８と、基準電圧を出力する初期閾値電源４３と、後述の抵抗４９およびコンデンサ５１に電圧を加える増加閾値電源４５と、初期閾値電源４３と増加閾値電源４５とを切り替えるアナログスイッチ４７と、抵抗４９と、コンデンサ５１と、コンデンサ５１の充電と放電を切り替えるアナログスイッチ５３とを備える。なお、波高値計測部３２を除くその他の構成については、実施例１に係るパルス波高分析器１と同じなので、重複記載を避けるため説明を省略する。

アナログスイッチ４７は、機能的には、スイッチレバーＡＯを有する共通接点Ａ１と、初期閾値電源４３側の接点Ａ２と、増加閾値電源４５側の接点Ａ３と、スイッチレバーＡＯを接点Ａ２，Ａ３との間で切り替えるスイッチ切替部Ａ４とで構成される。アナログスイッチ５３は、機能的には、スイッチレバーＢＯを有する共通接点Ｂ１と、放電側の接点Ｂ２と、充電側の接点Ｂ３と、スイッチレバーＢＯを接点Ｂ２，Ｂ３との間で切り替えるスイッチ切替部Ｂ４とで構成される。共通接点Ｂ１にはコンデンサ５１が接続される。なお、スイッチレバーＢＯ，共通接点Ｂ１、接点Ｂ２はこの発明の増加閾値立ち下げ手段に相当する。基準パルス発生器８と、スイッチ切替部Ａ４，Ｂ４とはこの発明の閾値切替手段に相当する。初期閾値電源４３と、スイッチレバーＡＯと、共通接点Ａ１と、接点Ａ２とは初期閾値出力手段に相当する。増加閾値電源４５と、スイッチレバーＡＯと、共通接点Ａ１と、接点Ａ３と、抵抗４９と、接点Ｂ３と、共通接点Ｂ１と、スイッチレバーＢＯと、コンデンサ５１とは増加閾値出力手段に相当する。

波高値計測部３２を構成する回路の動作を説明する。アナログ放射線パルスＰａが入力されないときは、比較器７の出力はＯＦＦの状態である。このとき、基準パルス発生器８はデジタル放射線パルスＰｄが入力されないので、基準パルスＰｍもＯＦＦである。スイッチ４７側では、基準パルスＰｍがＯＦＦなので、スイッチレバーＡＯは接点Ａ２と接触する。これにより、比較器７と初期閾値電源４３とが繋がるので、基準電圧は初期閾値Ｖｔｈとなる。スイッチ５３の側では、基準パルスＰｍがＯＦＦになるので、スイッチレバーＢＯは接点Ｂ２と接触する。これにより、コンデンサ５１に蓄積されていた電荷は十分に放電される。スイッチ４７，５３は、アナログ放射線パルスＰａが入力された後も比較器７の出力がＯＮするまでこの状態を維持する。

アナログ放射線パルスＰａが比較器７に入力されて初期閾値Ｖｔｈを上回ると、比較器７の出力はＯＮの状態に変化する。このとき、基準パルス発生器８は比較器７のＯＮの出力を受けて、基準パルスＰｍの出力をＯＮする。スイッチ４７側では、基準パルスＰｍのＯＮの出力を受けて、スイッチ切替部Ａ４はスイッチを切り替える。共通接点Ａ１のスイッチレバーＡＯは接点Ａ３と接触する。スイッチ５３側では、基準パルスＰｍのＯＮの出力を受けて、スイッチ切替部Ｂ４はスイッチ５３を切り替える。共通接点Ｂ１のスイッチレバーＢＯは接点Ｂ３と接触する。これにより、増加閾値電源４５と、抵抗４９と、コンデンサ５１とが電気的に接続されるので、コンデンサ５１は充電される。そして、増加閾値Ｖｒｅｆは上昇し、基準電圧は増加閾値Ｖｒｅｆとなる。

アナログ放射線パルスＰａが増加閾値Ｖｒｅｆを下回ると比較器７の出力はＯＦＦになるが、基準パルスＰｍは予め定められた時間の間ＯＮし続ける。よって、スイッチ４７，５３は、アナログ放射線パルスＰａが増加閾値Ｖｒｅｆを下回った後も予め定められた時間を経過するまで、この状態を維持する。

予め定められた時間を経過するとき、基準パルス発生器８は基準パルスＰｍの出力をＯＦＦする。スイッチ４７側では、基準パルスＰｍのＯＦＦの出力を受けて、スイッチ切替部Ａ４はスイッチを切り替える。共通接点Ａ１のスイッチレバーＡＯは再び接点Ａ２と接触し、基準電圧には初期閾値Ｖｔｈが設定される。スイッチ５３側では、基準パルスＰｍのＯＦＦの出力を受けて、スイッチ切替部Ｂ４はスイッチを切り替える。共通接点Ｂ１のスイッチレバーＢＯは再び接点Ｂ２と接触する。これにより、コンデンサ５１は強制的に放電される。増加閾値Ｖｒｅｆは急激に低下し、基準電圧は初期閾値Ｖｔｈに戻る。なお、比較器７の出力が再びＯＮし、基準パルス発生器８の出力がＯＮすれば、上記の動作が繰り返される。

次に、図６を参照して、増加閾値Ｖｒｅｆを増加させるタイミングを説明する。図６は縦軸をパルス波高値とし、横軸をパルス時間幅とするタイミングチャートである。Ｐａ´，Ｐａａ´は、波形整形前のアナログ放射線パルスである。Ｐａ，Ｐａａは、波形整形後のアナログ放射線パルスである。Ｐｄは、比較器７から出力されるデジタル放射線パルスである。Ｗｔｏｔ１，Ｗｔｏｔ２は、デジタル放射線パルスＰｄのパルス時間幅である。Ｐｍは、基準パルス発生器８から出力される基準パルスである。

アナログ放射線パルスＰａが初期閾値Ｖｔｈを上回るタイミングに同期してデジタル放射線パルスＰｄは立ち上がり、アナログ放射線パルスＰａが増加閾値Ｖｒｅｆを下回るタイミングに同期してデジタル放射線パルスＰｄは立ち下がる。デジタル放射線パルスＰｄの立ち上がりをトリガーとして基準パルスＰｍは立ち上がり、所定の時間Ｔｍを経過後基準パルスＰｍは立ち下がる。基準パルスＰｍの立ち上がりに同期して増加閾値Ｖｒｅｆは増加し、基準パルスＰｍの立ち下がりに同期して増加閾値Ｖｒｅｆは初期閾値Ｖｔｈまで急激に減衰する。

次に、アナログ放射線パルスＰａａが初期閾値Ｖｔｈを上回るタイミングに同期してデジタル放射線パルスＰｄは立ち上がり、アナログ放射線パルスＰａａが増加閾値Ｖｒｅｆを下回るタイミングに同期してデジタル放射線パルスＰｄは立ち下がる。デジタル放射線パルスＰｄの立ち上がりをトリガーとして基準パルスＰｍは立ちあがり、所定の時間Ｔｍを経過後基準パルスＰｍは立ち下がる。基準パルスＰｍの立ち上がりに同期して増加閾値Ｖｒｅｆは増加し、基準パルスＰｍの立ち下がりに同期して増加閾値Ｖｒｅｆは初期閾値Ｖｔｈまで急激に減衰する。

ここで、仮に増加閾値Ｖｒｅｆを強制的に放電させるアナログスイッチ５３を備えない場合、増加閾値Ｖｒｅｆは自然放電するので、増加閾値ＶｒｅｆはＶｒｅｆ´のように緩やかに減衰する。すると、アナログ電気パルスＰａ，Ｐａａが比較的短い時間間隔で入力される場合、増加閾値Ｖｒｅｆ´はアナログ電気パルスＰａａと交差する。これにより、アナログ電気パルスＰａａのパルス時間幅Ｗｔｏｔ２の計測に悪影響を及ぼす恐れがある。増加閾値Ｖｒｅｆを初期閾値Ｖｔｈまで急激に減衰させることにより、連続的に入力されるアナログ放射線パルスＰａ，Ｐａａのパルス時間幅Ｗｔｏｔ１，Ｗｔｏｔ２を正確に計測することができる。

実施例２のパルス波高分析器３１によれば、支点Ａ１のスイッチレバーＡＯと接点Ａ３とが接触し、支点Ｂ１のスイッチレバーＢＯと接点Ｂ３が接触することにより、増加閾値電源４５と抵抗４９とコンデンサ５１とが電気的に接続されるので、コンデンサ５１の電圧の上昇に伴い増加閾値Ｖｒｅｆが増加する。支点Ａ１のスイッチレバーＡＯと接点Ａ２とが接触することによって基準電圧は初期閾値Ｖｔｈに設定され、支点Ｂ１のスイッチレバーＢＯと接点Ｂ２とが電気的に接触することによって増加閾値Ｖｒｅｆは初期閾値Ｖｔｈまで強制的に立ち下がる。また、アナログスイッチ４３，５３は、増加閾値Ｖｒｅｆの増加と増加閾値Ｖｒｅｆの立ち下げとを切り替える。そして、アナログスイッチ４３，５３は、アナログ放射線パルスＰａ，Ｐａａが初期閾値Ｖｔｈを上回るタイミングで出力される基準パルスＰｍの立ち上がりに同期してスイッチを閾値の増加に切り替え、この基準パルスＰｍの立ち下がりに同期してスイッチを増加閾値の立ち下げに切り替える。これにより、アナログスイッチ４３，５３により増加閾値Ｖｒｅｆを強制的に立ち下げることができるので、一定の時間に入射する放射線パルスの数が多いときでも、アナログ放射線パルスＰａの計測に使用される増加閾値Ｖｒｅｆが次に入力されるアナログ放射線パルスＰａａに交差する可能性が低くなるので、パルス時間幅に対するパルス波高値のリニアリティが改善されるとともに、計測漏れを少なくできる。

次に、図面を参照して本発明の実施例３を説明する。図７は、実施例３に係るγカメラ１０１の全体構成を示すブロック図であり、図８は、ガンマカメラ１０１に備えられるγ線検出器１０３を示す模式図である。なお、実施例１または実施例２と同じ構成要素については、適宜同じ符号を用いて説明する。

ガンマカメラ１０１は、放射性薬剤を投与された被検体から放出されるγ線を検出して電流パルスを出力するγ線検出器１０３と、電流電圧変換部２_１〜２_２５００（総称するときは電流電圧回路２と呼ぶ）と、波形整形部３_１〜３_２５００（総称するときは波形整形部３と呼ぶ）と、波高値計測部４_１〜４_２５００（総称するときは波高値計測部４と呼ぶ）と、エネルギー弁別部５と、γ線入射位置を計算する位置計算回路１０７と、入射位置に対応するメモリにγ線の計数値を書き込んで記録する収集メモリ１０９と、収集メモリ１０９からデータを読み出して放射性同位元素の分布画像として表示する表示回路１１１と、これらを制御する制御部１１３と、制御に必要な情報を入力する入力部１１５と、被検体の放射性同位元素の分布画像をＣＲＴや紙媒体に表示する表示部１１７とを備える。電流電圧変換部２と、波形整形部３と、波高値計測部４と、エネルギー弁別部５は、パルス波高分析器１０５を構成する。なお、γ線検出器１０３はこの発明の放射線検出手段に相当する。ガンマカメラ１０１はこの発明の核医学診断装置に相当する。

被検体に投与される放射性薬剤は、９９ｍＴｃ（テクネチウム：Ｔｅｃｈｎｅｔｉｕｍ）や１３１Ｉ（ヨウ素：Ｉｏｄｉｎｅ）などのように単一光子のγ線を放出する放射性同位元素で標識された薬剤である。

図８を参照してγ線検出器１０３を説明する。γ線検出器１０３は、シンチレータ１１９と、シンチレータ１１９に光学的に結合されるライトガイド１２１と、光電子増倍管（ＰＭＴ：ＰｈｏｔｏＭｕｌｔｉｐｌｉｅｒ Ｔｕｂｕ）、ＡＰＤ（Ａｖａｌａｃｈｅ ＰｈｏｔｏＤｉｏｄｅ）等の光電変換素子１２３とを組み合わせた検出器セル１２５_１〜１２５_２５００（総称するときは検出セル１２５と呼ぶ）で構成される放射線検出器あるいは半導体検出器である。

検出セル１２５は、X方向とY方向の二次元に配列される。検出セル１２５は、Ｘ方向とＹ方向に５０×５０個の検出セル１２５_１〜１２５_２５００が二次元マトリクス状に配列される。この場合、各検出セル１２５が縦横１ｍｍ角とすると、γ線検出器１０３はおよそ縦横５０ｍｍ角となる。１つのγ線検出器１０３は２５００個の検出セルで構成される。本発明のパルス波高分析器１に備えられる波高値計測部４は、１つの検出セル１２５ごとに設けられる。波高値計測部４の処理及び制御回路が複雑でないので、小型化が可能であり、このような多チャンネル化する検出器に対しても使用できる。この場合、受光素子１２３としてはＰＭＴを用いることも可能であるが、小型化の観点からはＡＰＤなどの半導体検出器を用いることが望ましい。

次に、上述した時定数τの設定・変更について説明する。放射線パルスの強度に応じて時定数τを設定してもよい。放射性同位元素から放出されるγ線のエネルギーは、放射性同位元素の種類に応じて大きく異なる。例えば、９９ｍＴｃから放出される放射線のエネルギーは１４１ｋｅＶであり、１３１Ｉから放出される放射線のエネルギーは３６４ｋｅＶである。これにより、９９ｍＴｃから放出される放射線エネルギーを測定するために設定された時定数をそのまま１３１Ｉから放出される放射線エネルギーを測定するための時定数として設定した場合、パルス波高値に対するパルス時間幅のリニアリティを十分に改善できない可能性がある。このような場合、コンデンサ１１の容量と抵抗１２の値を変えて時定数τを変更する。

また、放射線パルスの計数率に応じて時定数τを設定してもよい。一定の時間内に入力される放射線パルスの数が増えれば、できるだけ短時間で１個の放射線パルスの波高値を計測する必要がある。そのためには、アナログ放射線パルスＰａが減衰し始めてから増加閾値Ｖｒｅｆを下回るタイミングをできるだけ早くする必要がある。コンデンサ１１の電圧値がピークに達した時から自然放電を終えるまでの時間も考慮する必要がある。このように放射線パルスの計数率が大きい場合、コンデンサ１１の容量と抵抗１２の値を小さくして、時定数τを小さくすればよい。

実施例３のガンマカメラ１０１によれば、比較器７と基準パルス発生器８とコンデンサ１１と抵抗１２とは、このアナログ放射線パルスＰａがこの所定の閾値を上回るタイミングに同期してこの所定の閾値を増加させる。すると、アナログ放射線パルスＰａが初期閾値Ｖｔｈを上回るタイミングから増加閾値Ｖｒｅｆを下回るタイミングまでの時間を測定することにより、アナログ放射線パルスＰａのパルス時間幅を計測できる。アナログ放射線パルスＰａが減衰して増加閾値Ｖｒｅｆを下回るタイミングは、所定の閾値が固定である従来のパルス波高分析器と比べて早い。したがって、パルス時間幅に対するパルス波高値のリニアリティを改善し、エネルギー分解能を向上することができる。その結果、高いパルス波高値におけるエネルギースペクトラムの精度が上がり、とくに高エネルギーにおける散乱成分を除去できるので、診断精度の高い核医学データを取得できる。

実施例３のガンマカメラ１０１によれば、比較器７は初期閾値電源９により基準電圧として出力される初期閾値Ｖｔｈとアナログ放射線パルスＰａとを比較する。そして、基準パルス発生器８は、アナログ放射線パルスＰａが初期閾値Ｖｔｈよりも大きいときは所定の時間Ｔｍに亘って所定の波高値Ｖｍの基準パルスＰｍを発生する。コンデンサ１１および抵抗１２はこの基準パルスＰｍを受け取ると、この所定の時間Ｔｍに亘って増加閾値Ｖｒｅｆを初期閾値Ｖｔｈから所定の波高値Ｖｍに近づくまで増加させる。そして、コンデンサ１１はこの増加閾値Ｖｒｅｆを基準電圧として比較器７に出力する。これにより、アナログ放射線パルスＰａが初期閾値Ｖｔｈを上回るタイミングからこのアナログ放射線パルスＰａが減衰して増加閾値Ｖｒｅｆを下回るタイミングまでの時間を測定してアナログ放射線パルスＰａの波高値を計測するので、パルス時間幅に対するパルス波高値のリニアリティを改善し、エネルギー分解能を向上することができる。その結果、診断精度の高い核医学データを取得できる。これに加えて、基準パルスの出力がＯＮする所定の時間Ｔｍに亘って増加閾値Ｖｒｅｆが増加し続けるので、アナログ放射線パルスＰａが基準電圧としての増加閾値Ｖｒｅｆを下回ることにより発生するチャタリングの発生を防止し、正確に放射線パルスの波高値を分析できる。

実施例３のガンマカメラ１０１によれば、基準パルス発生器８はワンショットマルチバイブレータ回路によって基準パルスＰｍを発生し、コンデンサ１１および抵抗１２はＣＲ回路により増加閾値Ｖｒｅｆを増加させる。そして、アナログ放射線パルスＰａが初期閾値Ｖｔｈを上回るタイミングからこのアナログ放射線パルスＰａが減衰して増加閾値Ｖｒｅｆを下回るタイミングまでの時間を測定してアナログ放射線パルスＰａの波高値を計測する。これにより、パルス時間幅に対するパルス波高値のリニアリティを改善し、エネルギー分解能を向上することができる。その結果、診断精度の高い核医学データを取得できる。これに加えて、パルス波高分析器１０５は、ＡＤコンバータを使用しないので低価格、かつ、その処理および制御回路がシンプルなので、低価格かつシンプルな核医学診断装置を提供できる。

実施例３のガンマカメラ１０１によれば、放射線検出器１０３はシンチレータ素子１１９および光電変換素子１２３からなる検出セル１２５が複数配列されるものである。この検出セル１２５ごとに比較器７と基準パルス発生器８とコンデンサ１１および抵抗１２とが配設される。これにより、検出セル１２５の数が増えて多チャンネル化し、使用されるパルス波高分析器１０５の数が多くなった場合でも、パルス波高分析器１０５は、ＡＤコンバータを使用しないので低価格であり、かつ、その処理および制御回路がシンプルなので、低価格かつシンプルな核医学診断装置を提供できる。

実施例３のガンマカメラ１０１によれば、放射性同位元素から出力される単一光子の強度に応じて、基準パルス発生器８を構成するコンデンサ１５の容量および抵抗１７の値によって定められる時定数τまたはコンデンサ１１の容量および抵抗１２の値によって定められる時定数τのうち少なくともいずれか一方を変える。これにより、単一光子の強度に合わせた最適な時定数に変更することにより、十分にリニアリティを改善できる。

実施例３のガンマカメラ１０１によれば、放射線パルスの計数率に応じて、基準パルス発生器８を構成するコンデンサ１５の容量および抵抗１７の値によって定められる時定数τまたはコンデンサ１１の容量および抵抗１２の値によって定められる時定数τのうち少なくともいずれか一方を変える。これにより、放射線パルスの計数率に合わせた最適な時定数に変更することにより、十分にリニアリティを改善できる。

本発明は、上記実施形態に限られることはなく、下記のように変形実施することができる。

（１）上述した各実施例では、デジタル放射線パルスＰｄの立ち上がりをトリガーとして基準パルス発生手段８が基準パルスＰｍを発生し、この基準パルスＰｍがコンデンサ１１，５１に印加される間増加閾値Ｖｒｅｆが増加する。しかし、これに限らず、基準パルス発生器８を備えないで、デジタル放射線パルスＰｄを直接コンデンサ１１，５１に印加しても構わない。なぜなら、ＴＯＴ方式において、従来のように、放射線パルスが閾値電圧を超えてから同じ閾値電圧に戻るまでのパルス時間幅を測定するのではなく、放射線パルスが閾値電圧を超えてから閾値電圧を増加させ、増加された閾値電圧に戻るまでのパルス時間幅を測定することにより、波高値が高いパルス同士についても波高値に応じたパルス時間幅を持たせることができるからである。

図１２および図１３を参照して上述の変形実施例について説明する。図１２はこの変形実施例において増加閾値Ｖｒｅを増加させる回路図であり、図１３はそのタイミングチャートである。比較器２０１は基準電圧入力として初期閾値電源２０２によって初期閾値Ｖｔｈが与えられる。比較器２０１から出力されるデジタル放射線パルスＰｄを基準電圧としてコンデンサ２０３および抵抗２０５を介して比較器２０１にフィードバックする。これにより、フィードバックされる増加閾値Ｖｒｅｆは、コンデンサ２０３の容量と抵抗２０５の値の積である時定数により漸次増加する。なお、コンデンサ２０３と抵抗２０ｔとは、この発明の閾値増加手段に相当する。

比較器２０１と初期閾値電源９と基準パルス発生器８とコンデンサ１１と抵抗１２は、このアナログ放射線パルスＰａが初期閾値Ｖｔｈを上回るタイミングに同期して増加閾値Ｖｒｅｆを増加させる。すなわち、このアナログ放射線パルスＰａが減衰して所定の閾値を下回るタイミングとは、増加閾値Ｖｒｅｆを下回るタイミングになる。これにより、アナログ放射線パルスＰａが減衰して増加閾値Ｖｒｅｆを下回るタイミングは、アナログ放射線パルスＰａが初期閾値Ｖｔｈを下回るタイミングよりも早くなる。したがって、パルス時間幅に対するパルス波高値のリニアリティが改善される。

もっとも、このような構成には以下の問題が発生するので、図１３を参照して説明する。すなわち、コンパレータ２０１から出力されるデジタル放射線パルスＰｄは、コンデンサ２０３と抵抗２０５を介するものの、ダイレクトにコンパレータ２０１にフィードバックされる。コンデンサ２０３が所定の基準電圧まで充電されて飽和すると、自然放電する。一方、アナログ放射線パルスＰａが増加閾値Ｖｒｅｆを下回るタイミングでコンパレータ２０１の出力はＯＦＦするので、増加閾値Ｖｒｅｆは自然放電により低下するのではなく急激に低下する。急激に低下した閾値電圧を放射線パルスが上回ると、コンパレータの出力はＯＮするので、閾値電圧は増加する。再度、放射線パルスが増加した閾値電圧を下回るタイミングでコンパレータの出力はＯＦＦするので、閾値電圧は急激に低下する。このように、図１３に示すように、増加閾値Ｖｒｅｆは、アナログ放射線パルスＰａが増加閾値Ｖｒｅｆを下回る以降においてチャタリングが発生するので、デジタル放射線パルスＰｄに多数の小さな発振が生じる。これがパルス時間幅の測定の妨げとなる。

そこで、カウンタ回路１３へ出力されるデジタル放射線パルスＰｄをフィルタ処理するフィルタ回路２０７を設ける。フィルタ回路２０７は、いわゆるローパスフィルタである。すなわち、図１３においては周波数が高いほど振幅を小さくしており、このチャタリングはデジタル放射線パルスＰｄの高周波数成分として現れる。すると、所定のカットオフ周波数を境に高周波成分をカットするローパスフィルタを使用することにより、チャタリングによる発振を取り除くことができる。これにより、基準パルス発生器８を備えないで、デジタル放射線パルスＰｄを直接コンデンサ１１，５１に印加して、増加閾値Ｖｒｅｆをコンパレータ２０１にフィードバックする構成においても、チャタリングによるパルス時間幅の測定への影響を低減させて、パルス波高値を計測できる。

（２）上述した各実施例では、基準パルス発生器８はワンショットマルチバイブレータ回路であるが、デジタル放射線パルスＰｄの立ち上がりに同期して所定のパルス時間幅および所定の波高値のデジタルパルスを出力するデジタルパルス発生器であってもよい。

（３）上述した各実施例では、基準パルス発生器８はワンショットマルチバイブレータ回路であるが、図９に示すように、デジタル放射線パルスＰｄの立ち上がりに同期して所定の時間に亘り所定の電流を流すトランジスタ１５１で構成される定電流回路であってもよい。

（４）上述した実施例３では、パルス波高分析器１０５として実施例１に係るパルス波高分析器１を備えるが、実施例２に係るパルス波高分析器３１を備えてもよい。

（５）上述した実施例３では、放射性薬剤は単一光子のγ線を放出する放射性同位元素で標識された薬剤であったが、検出セル１２５の個数はこれに限定されない。また、陽電子（ｐｏｓｉｔｒｏｎ）放出各種で標識された薬剤であってもよい。

（６）上述した実施例３では、放射線検出器１０３はX方向とY方向にそれぞれ５０個の検出セル１２５が二次元に配列される構成であったが、複数の検出セル１２５で構成されるブロック検出器がリング状に配列されるリング型検出器であってもよい。

（７）上述した実施例３では、ガンマカメラ１０１であったが、検出器１０３を被検体の体軸回りを回転させる機構を備えるＳＰＥＣＴ装置や、上記のリング型検出器を備えるＰＥＴ装置であってもよい。

以上のように、本発明は、放射線パルスが所定の閾値を上回るタイミングから放射線パルスが減衰して所定の閾値を下回るタイミングまでの時間を計測してパルス波高値を検出するパルス波高分析器において、パルス時間幅に対するパルス波高値のリニアリティを改善することに適している。

Claims (11)

1. 放射線の入射による発光を変換して得られる放射線パルスの波高値を放射線パルスが所定の閾値を上回るタイミングから前記放射線パルスが減衰して所定の閾値を下回るタイミングまでの時間を測定することにより計測し、前記放射線パルスの波高値を分析して必要な波高値の放射線パルスのみを取り出すパルス波高分析器であって、前記放射線パルスが前記所定の閾値を上回るタイミングに同期して前記所定の閾値を増加させ、前記増加後の閾値を下回るタイミングまでの時間を測定する閾値増加手段を備えることを特徴とするパルス波高分析器。
2. 放射線の入射による発光を変換して得られる放射線パルスの波高値を放射線パルスが所定の閾値を上回るタイミングから前記放射線パルスが減衰して所定の閾値を下回るタイミングまでの時間を測定することにより計測し、前記放射線パルスの波高値を分析して必要な波高値の放射線パルスのみを取り出すパルス波高分析器であって、基準電圧として一定電圧の初期閾値を出力する初期閾値出力手段と、前記放射線パルスと前記初期閾値との大小を比較する比較器と、前記放射線パルスが前記初期閾値よりも大きいときは所定の時間に亘って所定の波高値の基準パルスを発生させる基準パルス発生手段と、前記基準パルスを受けて前記所定の時間に亘って前記初期閾値から前記所定の波高値に近づくまで増加する増加閾値を基準電圧として前記比較器に出力する増加閾値出力手段であることを特徴とするパルス波高分析器。
3. 請求項２記載のパルス波高分析器において、前記基準パルス発生手段は、コンデンサと抵抗とを有し、前記比較器から出力される出力信号をトリガーとして所定の時定数で所定の波高値の基準パルスを発生させるワンショットマルチバイブレータ回路であり、前記増加閾値出力手段は、コンデンサと抵抗とで構成されるＣＲ回路であって、前記基準パルスを受けて充電を開始することにより所定の時定数で前記増加閾値を増加させることを特徴とするパルス波高分析器。
4. 請求項３記載のパルス波高分析器において、前記コンデンサを強制的に放電させることにより前記増加閾値を前記初期閾値まで立ち下げる増加閾値立ち下げ手段と、前記閾値増加手段と前記増加閾値立ち下げ手段とを切り替える閾値切替手段とを備え、前記閾値切替手段は前記基準パルスの立ち上がりに同期して前記閾値増加手段に切り替え、前記基準パルスの立ち下がりに同期して前記増加閾値立ち下げ手段に切り替えることを特徴とするパルス波高分析器。
5. 放射性薬剤が投与された被検体から発生する放射線を放射線パルスに変換して検出する放射線検出手段と、前記放射線パルスの波高値を放射線パルスが所定の閾値を上回るタイミングから前記放射線パルスが減衰して所定の閾値を下回るタイミングまでの時間を測定することにより計測し、前記放射線パルスの波高値を分析して必要な波高値の放射線パルスのみを取り出すパルス波高分析器とを備え、前記パルス波高分析器により取り出された必要な波高値の放射線パルスに基づいて被検体の核医学データを取得する核医学診断装置であって、前記パルス波高分析器は、前記放射線パルスが前記所定の閾値を上回るタイミングに同期して前記所定の閾値を増加させ、前記増加後の閾値を下回るタイミングまでの時間を測定する閾値増加手段を備えることを特徴とする核医学診断装置。
6. 請求項５記載の核医学診断装置において、前記閾値増加手段は、基準電圧として一定電圧の初期閾値を出力する初期閾値出力手段と、前記放射線パルスと前記初期閾値との大小を比較する比較器と、前記放射線パルスが前記初期閾値よりも大きいときは所定の時間に亘って所定の波高値の基準パルスを発生させる基準パルス発生手段と、前記基準パルスを受けて前記所定の時間に亘って前記初期閾値から前記所定の波高値に近づくまで増加する増加閾値を基準電圧として前記比較器に出力する増加閾値出力手段であることを特徴とする核医学診断装置。
7. 請求項６記載の核医学診断装置において、前記基準パルス発生手段は、コンデンサと抵抗とを有し、前記比較器から出力される出力信号をトリガーとして所定の時定数で所定の波高値の基準パルスを発生させるワンショットマルチバイブレータ回路であり、前記増加閾値出力手段は、コンデンサと抵抗とで構成されるＣＲ回路であって、前記基準パルスを受けて充電を開始することにより所定の時定数で前記増加閾値を増加させることを特徴とする核医学診断装置。
8. 請求項７記載の核医学診断装置において、前記コンデンサを強制的に放電させることにより前記増加閾値を前記初期閾値まで立ち下げる増加閾値立ち下げ手段と、前記閾値増加手段と前記増加閾値立ち下げ手段とを切り替える閾値切替手段とを備え、前記閾値切替手段は前記基準パルスの立ち上がりに同期して前記閾値増加手段に切り替え、前記基準パルスの立ち下がりに同期して前記増加閾値立ち下げ手段に切り替えることを特徴とする核医学診断装置。
9. 請求項７または請求項８記載の核医学診断装置において、前記放射線検出手段は、シンチレータ素子および光電変換素子からなる検出セルが複数配列されるものであって、前記検出セルごとに前記比較器と前記基準パルス発生手段と前記増加閾値出力手段とが配設されることを特徴とする核医学診断装置。
10. 請求項７ないし請求項９記載の核医学診断装置において、前記核医学診断装置は、単一光子を放出する放射性同位元素で標識された放射性薬剤が使用されるガンマカメラであって、前記単一光子の強度に応じて前記基準パルス発生手段に用いられる時定数または前記増加閾値出力手段に用いられる時定数のうち少なくともいずれか一方を変えることを特徴とする核医学診断装置。
11. 請求項７ないし請求項９記載の核医学診断装置において、前記放射線パルスの計数率に応じて前記基準パルス発生手段に用いられる時定数または前記増加閾値出力手段に用いられる時定数のうち少なくともいずれか一方を変えることを特徴とする核医学診断装置。

Images