JP6545565B2 - 検出器、核医学イメージング装置、ｐｅｔ−ｃｔ装置及びｐｅｔ−ｍｒｉ装置 - Google Patents

Description

本発明の実施形態は、検出器、核医学イメージング装置、ＰＥＴ−ＣＴ装置及びＰＥＴ−ＭＲＩ装置に関する。

従来、被検体の生体組織における機能診断を行うことができる核医学イメージング装置として、陽電子断層撮影装置（ＰＥＴ（Positron Emission computed Tomography）装置）が知られている。

例えば、ＰＥＴ装置による撮影においては、まず陽電子放出核種で標識された放射性医薬品が被検体に投与される。すると、被検体内の生体組織に選択的に取り込まれた陽電子放出核種が陽電子を放出し、放出された陽電子は、電子と結合して対消滅し、一対のガンマ線をほぼ反対方向に放出する。一方、ＰＥＴ装置は、被検体の周囲にリング状に配置された検出器を用いてガンマ線を検出し、検出結果から同時計数情報（Coincidence List）を生成する。そして、ＰＥＴ装置は、生成した同時計数情報を用いた再構成により、ＰＥＴ画像を生成する。

ＰＥＴ装置等の核医学イメージング装置の検出器は、例えば、シンチレータと、光電子増倍装置とを有する。シンチレータは、被検体内の内部組織から放出されたガンマ線を紫外領域にピークを有する光に変換して出力する。光電子増倍装置は、シンチレータから出力された光を電気信号に変換する。

また、近年、光電子増倍装置としてＳｉＰＭを用いた検出器の実用化が進められている。かかる検出器では、シンチレータごとにＳｉＰＭが設置され、ＳｉＰＭごとに、読み出しチャネルが割り当てられるため、読み出しチャネルの数が膨大となる。

特開２０１１−５３１３０号公報

本発明が解決しようとする課題は、読み出しチャネルの数の増大を抑制することができる検出器、核医学イメージング装置、ＰＥＴ−ＣＴ装置及びＰＥＴ−ＭＲＩ装置を提供することである。

実施形態の検出器は、複数の光電子増倍装置と、信号線と、特定部とを備える。光電子増倍装置は、放射線を変換した光を電気信号に変換して出力する。信号線は、前記複数の光電子増倍装置の各々に対し、前記電気信号が流れる第１の経路及び第２の経路の長さが異なる。特定部は、前記第１の経路を流れる前記電気信号と前記第２の経路を流れる前記電気信号との時間差により、前記電気信号を出力する前記光電子増倍装置を特定する。

図１は、実施形態に係るＰＥＴ装置の構成の一例を示すブロック図である。 図２は、実施形態における計数情報のリストを説明するための図である。 図３は、実施形態における同時計数情報の時系列リストを説明するための図である。 図４Ａは、検出器モジュールの構成の一例を示す図である。 図４Ｂは、図４Ａにおける矢印方向からＳｉＰＭアレイを観察した場合の一例を示す図である。 図５は、１つのグループにおけるＳｉＰＭの電気的な接続関係の一例を示す図である。 図６は、作動増幅回路の一例を示す図である。 図７は、「Ｖ１」の電気信号及び「Ｖ２」の電気信号の波形の一例を示す図である。 図８は、出力端子から出力される電気信号の波形の一例を示す図である。 図９は、計数情報収集部の機能構成の一例を示す図である。 図１０は、実施形態に係る計数情報収集部が実行する計数情報収集処理の一例を説明するためのフローチャートである。 図１１は、実施形態の変形例に係る検出器モジュール及びＰＥＴ装置を説明するための図である。 図１２は、ＰＥＴ−ＣＴ装置の構成の一例を示す図である。 図１３は、ＰＥＴ用架台及びＸ線ＣＴ用架台を示す図である。 図１４は、ＰＥＴ用架台の構成を示す図である。 図１５は、コンソール装置の構成を示す図である。 図１６は、ＰＥＴ−ＭＲＩ装置の構成を示す図である。

以下、添付図面を参照して、検出器及び核医学イメージング装置の各実施形態を詳細に説明する。

（実施形態）
まず、実施形態に係る核医学イメージング装置の構成について説明する。実施形態では、核医学イメージング装置の一例としてＰＥＴ装置を例に挙げて説明する。

図１は、実施形態に係るＰＥＴ装置１００の構成の一例を示すブロック図である。図１に示すように、実施形態に係るＰＥＴ装置１００は、架台装置１０と、コンソール装置２０とを備える。

架台装置１０は、被検体Ｐ内で放出された陽電子が電子と結合して対消滅した際に放出された一対のガンマ線（対消滅ガンマ線）を、被検体Ｐの周囲をリング状に取り囲むように配置された検出器モジュールによって検出し、検出器モジュールの出力信号から計数情報を生成することにより、計数情報を収集する。被検体Ｐには、例えば、陽電子放出核種で標識された放射性医薬品が投与されている。なお、ガンマ線は、放射線の一例である。

図１に示すように、架台装置１０は、天板１１と、寝台１２と、寝台駆動部１３と、複数の検出器モジュール１４と、計数情報収集部１５とを備える。なお、架台装置１０は、図１に示すように、撮影口となる空洞を有する。

天板１１は、被検体Ｐが載置されるベッドであり、寝台１２の上に配置される。寝台駆動部１３は、後述する寝台制御部２３による制御の下、天板１１を移動させる。例えば、寝台駆動部１３は、天板１１を移動させることで、被検体Ｐを架台装置１０の撮影口内に移動させる。

検出器モジュール１４は、被検体Ｐ内から放出されたガンマ線を検出する。図１に示すように、検出器モジュール１４は、被検体Ｐの周囲をリング状に取り囲むように、複数配置される。検出器モジュール１４は、被検体Ｐ内から放出されたガンマ線を光に変換し、変換した光を電気信号に変換する。検出器モジュール１４の構成については後述する。なお、検出器モジュール１４は、検出器の一例である。

計数情報収集部１５は、検出器モジュール１４の出力信号から計数情報を生成し、生成した計数情報を、後述するデータ記憶部２４に格納する。

例えば、計数情報収集部１５は、検出器モジュール１４の出力信号から計数情報を生成することにより、計数情報を収集する。この計数情報には、ガンマ線の検出位置、エネルギー値、及び検出時間が含まれる。例えば、後述するように、計数情報には、シンチレータ番号（Ｐ）、エネルギー値（Ｅ）、及び検出時間（Ｔ）が含まれる。なお、図１においては図示を省略しているが、複数の検出器モジュール１４は、複数のブロックに区分けされ、ブロック毎に計数情報収集部１５を備える。例えば、１つの検出器モジュール１４が１つのブロックである場合には、計数情報収集部１５は、検出器モジュール１４毎に備えられる。計数情報収集部１５については後述する。

コンソール装置２０は、操作者によるＰＥＴ装置１００の操作を受け付け、ＰＥＴ画像の撮影を制御するとともに、架台装置１０によって収集された計数情報を用いてＰＥＴ画像を再構成する。図１に示すように、コンソール装置２０は、入力部２１と、表示部２２と、寝台制御部２３と、データ記憶部２４と、同時計数情報生成部２５と、画像再構成部２６と、システム制御部２７とを備える。なお、コンソール装置２０が備える各部は、バスを介して接続される。

入力部２１は、ＰＥＴ装置１００の操作者によって各種指示や各種設定の入力に用いられるマウスやキーボード等であり、入力された各種指示や各種設定を、システム制御部２７に転送する。例えば、入力部２１は、撮影開始指示の入力に用いられる。表示部２２は、操作者によって参照されるモニター等であり、システム制御部２７による制御の下、ＰＥＴ画像を表示したり、操作者から各種指示や各種設定を受け付けるためのＧＵＩ（Graphical User Interface）を表示したりする。寝台制御部２３は、寝台駆動部１３を制御する。

データ記憶部２４は、ＰＥＴ装置１００において用いられる各種データを記憶する。データ記憶部２４は、例えば、ＲＡＭ（Random Access Memory）、フラッシュメモリ（flash memory）等の半導体メモリ素子や、ハードディスク、光ディスク等によって実現される。

データ記憶部２４は、各計数情報収集部１５によって生成された計数情報のリストを記憶する。データ記憶部２４が記憶する計数情報のリストは、同時計数情報生成部２５による処理に用いられる。なお、データ記憶部２４が記憶する計数情報のリストは、同時計数情報生成部２５による処理に用いられた後に削除されてもよいし、所定期間記憶されていてもよい。

図２は、実施形態における計数情報のリストを説明するための図である。図２に示すように、データ記憶部２４は、検出器モジュール１４を識別するモジュールＩＤに対応付けて、シンチレータ番号（Ｐ）、エネルギー値（Ｅ）、及び検出時間（Ｔ）を含む計数情報を記憶する。

また、データ記憶部２４は、同時計数情報生成部２５によって生成された同時計数情報の時系列リストを記憶する。また、データ記憶部２４が記憶する同時計数情報の時系列リストは、画像再構成部２６による処理に用いられる。なお、データ記憶部２４が記憶する同時計数情報の時系列リストは、画像再構成部２６による処理に用いられた後に削除されてもよいし、所定期間記憶されていてもよい。

図３は、実施形態における同時計数情報の時系列リストを説明するための図である。図３に示すように、データ記憶部２４は、同時計数情報の通し番号であるコインシデンスＮｏ．に対応付けて、計数情報の組を記憶する。なお、実施形態において、同時計数情報の時系列リストは、計数情報の検出時間（Ｔ）に基づき概ね時系列順に並んでいる。

また、データ記憶部２４は、画像再構成部２６によって再構成されたＰＥＴ画像を記憶する。また、データ記憶部２４が記憶するＰＥＴ画像は、システム制御部２７によって表示部２２に表示される。

図１に戻り、同時計数情報生成部２５は、計数情報収集部１５によって生成された計数情報のリストを用いて同時計数情報の時系列リストを生成する。例えば、同時計数情報生成部２５は、データ記憶部２４に記憶された計数情報のリストから、一対のガンマ線を略同時に計数した計数情報の組を、計数情報の検出時間（Ｔ）に基づいて検索する。また、同時計数情報生成部２５は、検索した計数情報の組毎に同時計数情報を生成し、生成した同時計数情報を、概ね時系列順に並べながら、データ記憶部２４に格納する。

例えば、同時計数情報生成部２５は、操作者によって入力された同時計数情報を生成する際の条件（同時計数情報生成条件）に基づいて、同時計数情報を生成する。同時計数情報生成条件には、時間ウィンドウ幅が指定される。例えば、同時計数情報生成部２５は、時間ウィンドウ幅に基づいて、同時計数情報を生成する。

例えば、同時計数情報生成部２５は、データ記憶部２４を参照し、検出時間（Ｔ）の時間差が時間ウィンドウ幅以内にある計数情報の組を、検出器モジュール１４間で検索する。例えば、同時計数情報生成部２５は、同時計数情報生成条件を満たす組として、「Ｐ１１、Ｅ１１、Ｔ１１」と「Ｐ２２、Ｅ２２、Ｔ２２」との組を検索すると、この組を同時計数情報として生成し、データ記憶部２４に格納する。なお、同時計数情報生成部２５は、時間ウィンドウ幅とともにエネルギーウィンドウ幅を用いて同時計数情報を生成してもよい。また、同時計数情報生成部２５は、架台装置１０内に設けられていてもよい。

画像再構成部２６は、ＰＥＴ画像を再構成する。例えば、画像再構成部２６は、データ記憶部２４に記憶された同時計数情報の時系列リストを読み出し、読み出した時系列リストを用いてＰＥＴ画像を再構成する。また、画像再構成部２６は、再構成したＰＥＴ画像をデータ記憶部２４に格納する。

システム制御部２７は、架台装置１０及びコンソール装置２０を制御することによって、ＰＥＴ装置１００の全体制御を行う。例えば、システム制御部２７は、ＰＥＴ装置１００における撮影を制御する。なお、上述した同時計数情報生成部２５、画像再構成部２６、及びシステム制御部２７等の各部は、ＡＳＩＣ（Application Specific Integrated Circuit）やＦＰＧＡ（Field Programmable Gate Array）等の集積回路、ＣＰＵ（Central Processing Unit）やＭＰＵ（Micro Processing Unit）等の電子回路によって実現される。

以上、実施形態に係るＰＥＴ装置の全体構成について説明した。かかる構成のもと、実施形態に係るＰＥＴ装置は、以下に説明するように、ガンマ線を変換した光を電気信号に変換したシンチレータを特定する。

ここで、まず、検出器モジュール１４の構成の一例について説明する。図４Ａは、検出器モジュール１４の構成の一例を示す図である。図４Ａに示すように、検出器モジュール１４は、シンチレータアレイ１４ａと、ＳｉＰＭアレイ１４ｂとを有する。

シンチレータアレイ１４ａは、２次元状に配列された複数のシンチレータ１４ｃを有する。シンチレータ１４ｃは、被検体Ｐの内部組織から放射されたガンマ線を紫外領域にピークを有する光に変換して出力する。シンチレータ１４ｃの上面を四角形とみなすと、このシンチレータ１４ｃの上面は、図４Ａに示すように、例えば、４ｍｍ×４ｍｍの大きさとなる。

ＳｉＰＭアレイ１４ｂは、２次元状に配列された複数のＳｉＰＭ１４ｄを有する。複数のＳｉＰＭ１４ｄのそれぞれは、複数のシンチレータ１４ｃのそれぞれに光学的に接続されている。ＳｉＰＭ１４ｄは、光学的に接続されたシンチレータ１４ｃから出力された光を電気信号に変換し、この電気信号を出力する。なお、ＳｉＰＭ１４ｄは、所定の利得率で、光を電気信号として増倍する。また、ＳｉＰＭ１４ｄは、光電子増倍装置の一例である。

図４Ｂは、図４Ａにおける矢印方向からＳｉＰＭアレイ１４ｂを観察した場合の一例を示す図である。ＳｉＰＭ１４ｄの上面を四角形とみなすと、このＳｉＰＭ１４ｄの上面は、図４Ｂに示すように、例えば、４ｍｍ×４ｍｍの大きさとなる。

なお、ＳｉＰＭ１４ｄは、２次元状に配列された複数の図示しないＡＰＤ（Avalanche Photodiode）を有し、このＡＰＤがシンチレータ１４ｃから出力された光を電気信号に変換する。なお、ＡＰＤは、所定の利得率で、光を電気信号として増倍する。２次元状に配列された複数のＡＰＤから出力される電気信号が合成されて、ＳｉＰＭ１４ｄから出力される電気信号となる。

本実施形態では、複数のＳｉＰＭ１４ｄが複数のグループに分けられている。例えば、図４Ｂに示すように、１つの検出器モジュール１４に１６個のＳｉＰＭ１４ｄが含まれ、かつ、４つのＳｉＰＭ１４ｄを１つのグループとした場合には、１つの検出器モジュール１４における複数のＳｉＰＭ１４ｄが４つのグループに分けられる。以下、４つのＳｉＰＭ１４ｄを１つのグループとした場合について説明するが、４つ以外の２以上の数のＳｉＰＭ１４ｄを１つのグループとすることもできる。

図５は、１つのグループにおけるＳｉＰＭ１４ｄの電気的な接続関係の一例を示す図である。図５に例示するように、１グループの４つのＳｉＰＭ１４ｄは、並列に接続されている。図５において、抵抗３０は、ＳｉＰＭ１４ｄに含まれる個々のＡＰＤに結合したクエンチング抵抗をまとめて表したものである。また、図５に示すように、ＳｉＰＭ１４ｄに含まれる個々のＡＰＤには、素子がガイガーモードで動作するための降伏電圧以上の電圧を印加する。

図５に示すように、１グループの４つのＳｉＰＭ１４ｄには、信号線３１が接続されている。信号線３１は、ＳｉＰＭ１４ｄごとに、電気信号が流れる経路の長さが異なる第１の経路及び第２の経路を有する。

第１の経路及び第２の経路について説明する。第１の経路は、ＳｉＰＭ１４ｄから出力された電気信号が、抵抗３２を流れる経路である。また、第２の経路は、ＳｉＰＭ１４ｄから出力された電気信号が、抵抗３３を流れる経路である。ここで、抵抗３２の抵抗値と抵抗３３の抵抗値は同一である。また、以下、抵抗３２の両端の電圧を「Ｖ１」とし、抵抗３３の両端の電圧を「Ｖ２」と表記する。

また、並列に接続された４つのＳｉＰＭ１４ｄ間の距離は所定の値となっている。例えば、図５の例では、並列に接続されたＳｉＰＭ１４ｄ間の距離が４ｍｍである。以下、ＳｉＰＭ１４ｄ間の距離が４ｍｍである場合を例に挙げて説明するが、ＳｉＰＭ１４ｄ間の距離は任意の値を採用することができる。例えば、ＳｉＰＭ１４ｄ間の距離を１２ｍｍとすることもできる。並列に接続されたＳｉＰＭ１４ｄ間の距離が４ｍｍであるため、図５の例において、最も左側に位置するＳｉＰＭ１４ｄから抵抗３２までの経路長と、最も左側に位置するＳｉＰＭ１４ｄから抵抗３３までの経路長とでは、１２ｍｍの差がある。すなわち、第１の経路と第２の経路とでは、第２の経路のほうが１２ｍｍ長くなる。

また、図５の例において、左から２番目に位置するＳｉＰＭ１４ｄから抵抗３２までの経路長と、左から２番目に位置するＳｉＰＭ１４ｄから抵抗３３までの経路長とでは、４ｍｍの差がある。すなわち、第１の経路と第２の経路とでは、第２の経路のほうが４ｍｍ長くなる。

また、図５の例において、右から２番目に位置するＳｉＰＭ１４ｄから抵抗３２までの経路長と、右から２番目に位置するＳｉＰＭ１４ｄから抵抗３３までの経路長とでは、４ｍｍの差がある。すなわち、第１の経路と第２の経路とでは、第１の経路のほうが４ｍｍ長くなる。

また、図５の例において、最も右側に位置するＳｉＰＭ１４ｄから抵抗３２までの経路長と、最も右側に位置するＳｉＰＭ１４ｄから抵抗３３までの経路長とでは、１２ｍｍの差がある。すなわち、第１の経路と第２の経路とでは、第１の経路のほうが１２ｍｍ長くなる。

そして、図５の例において、最も左側に位置するＳｉＰＭ１４ｄに、シンチレータ１４ｃから出力された光が入射された場合には、最も左側に位置するＳｉＰＭ１４ｄは、入射された光を電気信号に変換して信号線３１に出力する。すると、第１の経路と第２の経路とでは、第２の経路のほうが１２ｍｍ長いため、電気信号が３ｍｍ進むのに１０ｐｓ要するとした場合には、「Ｖ１」の電気信号が立ち上がってから４０ｐｓ後に「Ｖ２」の電気信号が立ち上がる。すなわち、「Ｖ１」の電気信号が立ち上がってから「Ｖ２」の電気信号が立ち上がるまでの時間が４０ｐｓとなる。

また、図５の例において、左から２番目に位置するＳｉＰＭ１４ｄに、シンチレータ１４ｃから出力された光が入射された場合には、左から２番目に位置するＳｉＰＭ１４ｄは、入射された光を電気信号に変換して信号線３１に出力する。すると、第１の経路と第２の経路とでは、第２の経路のほうが４ｍｍ長いため、電気信号が３ｍｍ進むのに１０ｐｓ要するとした場合には、「Ｖ１」の電気信号が立ち上がってから１３．３３ｐｓ後に「Ｖ２」の電気信号が立ち上がる。すなわち、「Ｖ１」の電気信号が立ち上がってから「Ｖ２」の電気信号が立ち上がるまでの時間が１３．３３ｐｓとなる。

また、図５の例において、右から２番目に位置するＳｉＰＭ１４ｄに、シンチレータ１４ｃから出力された光が入射された場合には、右から２番目に位置するＳｉＰＭ１４ｄは、入射された光を電気信号に変換して信号線３１に出力する。すると、第１の経路と第２の経路とでは、第１の経路のほうが４ｍｍ長いため、電気信号が３ｍｍ進むのに１０ｐｓ要するとした場合には、「Ｖ２」の電気信号が立ち上がってから１３．３３ｐｓ後に「Ｖ１」の電気信号が立ち上がる。すなわち、「Ｖ２」の電気信号が立ち上がってから「Ｖ１」の電気信号が立ち上がるまでの時間が１３．３３ｐｓとなる。

また、図５の例において、最も右側に位置するＳｉＰＭ１４ｄに、シンチレータ１４ｃから出力された光が入射された場合には、最も右側に位置するＳｉＰＭ１４ｄは、入射された光を電気信号に変換して信号線３１に出力する。すると、第１の経路と第２の経路とでは、第１の経路のほうが１２ｍｍ長いため、電気信号が３ｍｍ進むのに１０ｐｓ要するとした場合には、「Ｖ２」の電気信号が立ち上がってから４０ｐｓ後に「Ｖ１」の電気信号が立ち上がる。すなわち、「Ｖ２」の電気信号が立ち上がってから「Ｖ１」の電気信号が立ち上がるまでの時間が４０ｐｓとなる。

ここで、実施形態では、複数のＳｉＰＭ１４ｄを１つのグループとし、グループごとに、第１の経路を流れる電気信号と第２の経路を流れる電気信号との差分を示す差分信号であって、第１の経路と第２の経路とで電気信号が流れるタイミングの時間差を示す差分信号を出力する作動増幅回路が設けられている。図６は、作動増幅回路４０の一例を示す図である。図６に示すように、作動増幅回路４０の反転入力端子４５に、「Ｖ２」の電気信号が入力され、非反転入力端子４６に、「Ｖ１」の電気信号が入力されるように、作動増幅回路４０と信号線３１とが接続されている。

また、図６において、抵抗４１の抵抗値Ｒ１と抵抗４２の抵抗値Ｒ２とが同一であり、抵抗４３の抵抗値Ｒ３と抵抗４４の抵抗値Ｒ４とが同一である。また、作動増幅回路４０の出力端子４７からは、「（Ｖ１−Ｖ２）Ｒ３／Ｒ１」で表される出力電圧の電気信号が出力される。「（Ｖ１−Ｖ２）Ｒ３／Ｒ１」で表される出力電圧の電気信号は、「Ｖ１」の電気信号と「Ｖ２」の電気信号との差分を示す差分信号であって、「Ｖ１」の電気信号が抵抗３２を流れるタイミングと「Ｖ２」の電気信号が抵抗３３を流れるタイミングとの時間差を示す差分信号の一例である。なお、出力端子４７は、計数情報収集部１５に接続されており、「（Ｖ１−Ｖ２）Ｒ３／Ｒ１」で表される出力電圧の電気信号は、計数情報収集部１５に入力される。以下、抵抗値Ｒ１と抵抗値Ｒ２と抵抗値Ｒ３と抵抗値Ｒ４とが同一である場合について説明するが、抵抗値Ｒ１及び抵抗値Ｒ２と抵抗値Ｒ３及び抵抗値Ｒ４とが異なっていてもよい。

図７は、「Ｖ１」の電気信号及び「Ｖ２」の電気信号の波形の一例を示す図である。図７の例では、横軸が時間［ｐｓ］、縦軸が電圧値［Ｖ］を示す。また、図７の例では、「Ｖ１」の電気信号の波形５１と、「Ｖ２」の電気信号の波形５２とが示されている。「Ｖ１」の電気信号の波形５１及び「Ｖ２」の電気信号の波形５２が示すように、「Ｖ１」の電気信号が立ち上がってから４０ｐｓ後に「Ｖ２」の電気信号が立ち上がっている。すなわち、図７の例は、図５の例において最も左側に位置するＳｉＰＭ１４ｄが入射された光を電気信号に変換して信号線３１に出力した場合を示す。

波形５１が示す「Ｖ１」の電気信号が非反転入力端子４６に入力され、波形５２が示す「Ｖ２」の電気信号が反転入力端子４５に入力されると、図８の波形５３が示す「（Ｖ１−Ｖ２）Ｒ３／Ｒ１」で表される出力電圧の電気信号が出力端子４７から出力される。なお、図８は、出力端子４７から出力される電気信号の波形の一例を示す図である。図８の例でも、横軸が時間［ｐｓ］、縦軸が電圧値［Ｖ］を示す。また、図８の例におけるΔｔは、波形５３が示す電気信号の立ち上がりから立ち下がりまでの時間を示す。「Ｖ１」の電気信号が立ち上がってから４０ｐｓ後に「Ｖ２」の電気信号が立ち上がるため、図８の例におけるΔｔは、４０ｐｓとなる。

ここで、「Ｖ１」の電気信号が立ち上がってから１３．３３ｐｓ後に「Ｖ２」の電気信号が立ち上がるような「Ｖ１」の電気信号及び「Ｖ２」の電気信号のそれぞれが、非反転入力端子４６及び反転入力端子４５のそれぞれに入力された場合には、出力端子４７から出力される電気信号の立ち上がりから立ち下がりまでの時間は、１３．３３ｐｓとなる。

また、「Ｖ２」の電気信号が立ち上がってから１３．３３ｐｓ後に「Ｖ１」の電気信号が立ち上がるような「Ｖ１」の電気信号及び「Ｖ２」の電気信号のそれぞれが、非反転入力端子４６及び反転入力端子４５のそれぞれに入力された場合には、出力端子４７から出力される電気信号の立ち下がりから立ち上がりまでの時間は、１３．３３ｐｓとなる。

また、「Ｖ２」の電気信号が立ち上がってから４０ｐｓ後に「Ｖ１」の電気信号が立ち上がるような「Ｖ１」の電気信号及び「Ｖ２」の電気信号のそれぞれが、非反転入力端子４６及び反転入力端子４５のそれぞれに入力された場合には、出力端子４７から出力される電気信号の立ち下がりから立ち上がりまでの時間は、４０ｐｓとなる。

このように、１グループにおいて、「Ｖ１」の電気信号及び「Ｖ２」の電気信号の各電気信号の立ち上がる順序、並びに、「Ｖ１」の電気信号における立ち上がりと「Ｖ２」の電気信号における立ち上がりとの間の時間は、ＳｉＰＭ１４ｄごとに固有である。そのため、これらの固有の情報を用いれば、電気信号を出力したＳｉＰＭ１４ｄを特定することができ、ひいては、電気信号を出力したＳｉＰＭ１４ｄに光学的に接続されたシンチレータ１４ｃを特定することもできる。すなわち、これらの固有の情報を用いれば、ガンマ線が入射されたシンチレータ１４ｃを特定することができる。なお、図５の例では、各グループのＳｉＰＭ１４ｄが等間隔に配置される場合について説明した。しかしながら、「Ｖ１」の電気信号及び「Ｖ２」の電気信号の各電気信号の立ち上がる順序、並びに、「Ｖ１」の電気信号における立ち上がりと「Ｖ２」の電気信号における立ち上がりとの間の時間がグループごとに固有であれば、各グループのＳｉＰＭ１４ｄは、等間隔に配置されなくてもよい。例えば、図５の例において、グループの数を奇数とし、各グループのＳｉＰＭ１４ｄを等間隔で配置すると、真ん中に位置するグループのＳｉＰＭ１４ｄについて、第１の経路と第２の経路と長さが同一になるような場合がある。この場合には、真ん中に位置するグループのＳｉＰＭ１４ｄから出力される「Ｖ１」の電気信号における立ち上がりと「Ｖ２」の電気信号における立ち上がりとの時間的な差がなくなる。そのため、真ん中に位置するグループのＳｉＰＭ１４ｄが電気信号を出力した場合であっても、このＳｉＰＭ１４ｄを特定することが困難となる場合がある。そこで、このような場合には、真ん中に位置するグループのＳｉＰＭ１４ｄの配置をずらして、第１の経路と第２の経路と長さが異なるようにしてもよい。

なお、グループごとに設けられる作動増幅回路は、図６に例示した作動増幅回路４０に限られず、第１の経路を流れる電気信号と、第２の経路を流れる電気信号との差分を示す差分信号であって、第１の経路と第２の経路とで電気信号が流れるタイミングの時間差を示す差分信号を出力する回路であれば、任意の回路を採用することができる。

次に、計数情報収集部１５の機能構成の一例について説明する。図９は、計数情報収集部１５の機能構成の一例を示す図である。図９の例に示すように、計数情報収集部１５は、特定部１５ａと、計数情報生成部１５ｂとを有する。

特定部１５ａは、作動増幅回路４０から出力された電気信号に基づいて、複数のシンチレータ１４ｃの中から、作動増幅回路４０から出力された電気信号に対応する光を出力したシンチレータ１４ｃを特定する。また、特定部１５ａは、第１の経路を流れる電気信号と第２の経路を流れる電気信号との時間差により、電気信号を出力するＳｉＰＭ１４ｄを特定する。

例えば、特定部１５ａは、作動増幅回路４０から、立ち上がった後に立ち下がるようなパルス、又は、立ち下がった後に立ち上がるようなパルスを有する電気信号を受信した場合には、パルスの立ち上がりと立ち下がりとの間の時間Δｔを特定する。

特定部１５ａは、特定した時間Δｔが４０ｐｓであり、かつ、作動増幅回路４０から受信した電気信号が有するパルスが、立ち上がった後に立ち下がるようなパルスである場合には、図５の例において、４つのＳｉＰＭ１４ｄの中から、最も左側に位置するＳｉＰＭ１４ｄを電気信号を出力したＳｉＰＭとして特定する。

また、特定部１５ａは、特定した時間Δｔが１３．３３ｐｓであり、かつ、作動増幅回路４０から受信した電気信号が有するパルスが、立ち上がった後に立ち下がるようなパルスである場合には、図５の例において、４つのＳｉＰＭ１４ｄの中から、左から２番目に位置するＳｉＰＭ１４ｄを電気信号を出力したＳｉＰＭとして特定する。

また、特定部１５ａは、特定した時間Δｔが１３．３３ｐｓであり、かつ、作動増幅回路４０から受信した電気信号が有するパルスが、立ち下がった後に立ち上がるようなパルスである場合には、図５の例において、４つのＳｉＰＭ１４ｄの中から、右から２番目に位置するＳｉＰＭ１４ｄを電気信号を出力したＳｉＰＭとして特定する。

また、特定部１５ａは、特定した時間Δｔが４０ｐｓであり、かつ、作動増幅回路４０から受信した電気信号が有するパルスが、立ち下がった後に立ち上がるようなパルスである場合には、図５の例において、４つのＳｉＰＭ１４ｄの中から、最も右側に位置するＳｉＰＭ１４ｄを電気信号を出力したＳｉＰＭとして特定する。

そして、ＳｉＰＭ１４ｄを特定すると、特定部１５ａは、特定したＳｉＰＭ１４ｄに光学的に接続されたシンチレータ１４ｃを、作動増幅回路４０から出力された電気信号に対応する光を出力したシンチレータとして特定する。

上述したような方法で、特定部１５ａは、複数のシンチレータ１４ｃの中から、作動増幅回路４０から出力された電気信号に対応する光を出力したシンチレータ１４ｃを特定する。

計数情報生成部１５ｂは、計数情報を生成する。例えば、計数情報生成部１５ｂは、特定部１５ａにより特定されたシンチレータ１４ｃの位置を示すシンチレータ番号（Ｐ）を特定する。また、計数情報生成部１５ｂは、作動増幅回路４０から出力された電気信号に基づいて、特定部１５ａにより特定されたシンチレータ１４ｃから出力された電気信号の強度を算出し、算出した強度を積分計算することで、検出器モジュール１４に入射したガンマ線のエネルギー値（Ｅ）を特定する。また、計数情報生成部１５ｂは、検出器モジュール１４によってガンマ線が検出された検出時間（Ｔ）を特定する。例えば、計数情報生成部１５ｂは、１０−１２秒（ピコ秒）単位の精度で検出時間（Ｔ）を特定する。なお、検出時間（Ｔ）は、絶対時刻であってもよいし、撮影開始時点からの経過時間であってもよい。そして、計数情報生成部１５ｂは、シンチレータ番号（Ｐ）、エネルギー値（Ｅ）、及び検出時間（Ｔ）を含む計数情報を生成する。

上述したように、本実施形態では、グループごとに設けられた作動増幅回路４０の出力端子４７から出力された電気信号に基づいて、ガンマ線が入射されたシンチレータ１４ｃが特定されて計数情報が生成される。したがって、本実施形態では、全てのシンチレータ１４ｃの数を「Ｎｍａｘ」とし、１つのグループに含まれるＳｉＰＭ１４ｄの数を「Ｎｇｒｏｕｐ」とすると、読み出しチャネルの数を「Ｎｍａｘ／Ｎｇｒｏｕｐ」とすることができる。したがって、本実施形態に係る検出器モジュール１４及びＰＥＴ装置１００によれば、読み出しチャネルの数の増大を抑制することができる。

ここで、ＰＥＴ装置の検出器において、１つのシンチレータに１つのＳｉＰＭが割り当てられ、１つのＳｉＰＭにＳｉＰＭから出力される電気信号を読み出すための読み出し回路が割り当てられる場合について説明する。ＰＥＴ装置の検出器は、被検体を囲む円筒状である。円筒状の検出器の直径は８００ｍｍ程度であり、また、検出器は、体軸方向に２００ｍｍ程度の長さを有する。ＳｉＰＭの受光面の大きさを４ｍｍ×４ｍｍとすると、検出器を構成するＳｉＰＭの数が３１４００個となり、読み出し回路も３１４００個必要になる。したがって、１つのＳｉＰＭにＳｉＰＭから出力される電気信号を読み出すための読み出し回路が割り当てられる場合には、読み出しチャネルの数が膨大となる。

一方、本実施形態によれば、上述したように、読み出しチャネルの数を「Ｎｍａｘ／Ｎｇｒｏｕｐ」とすることができ、読み出しチャネルの数の増大を抑制することができる。

次に、実施形態に係る計数情報収集部１５が実行する計数情報収集処理における処理の流れを説明する。図１０は、実施形態に係る計数情報収集部１５が実行する計数情報収集処理の一例を説明するためのフローチャートである。

図１０に示すように、特定部１５ａは、作動増幅回路４０から、立ち上がった後に立ち下がるようなパルス、又は、立ち下がった後に立ち上がるようなパルスを有する電気信号を受信したか否かを判定する（ステップＳ１０１）。立ち上がった後に立ち下がるようなパルス、又は、立ち下がった後に立ち上がるようなパルスを有する電気信号を受信していないと判定した場合（ステップＳ１０１；Ｎｏ）には、特定部１５ａは、再び、ステップＳ１０１の判定処理を行う。

一方、立ち上がった後に立ち下がるようなパルス、又は、立ち下がった後に立ち上がるようなパルスを有する電気信号を受信したと判定した場合（ステップＳ１０１；Ｙｅｓ）には、特定部１５ａは、パルスの立ち上がりと立ち下がりとの間の時間Δｔを特定する（ステップＳ１０２）。

そして、特定部１５ａは、特定した時間Δｔ、及び、立ち上がり及び立ち下がりの順序に基づいて、複数のシンチレータ１４ｃの中から、作動増幅回路４０から出力された電気信号に対応する光を出力したシンチレータ１４ｃを特定する（ステップＳ１０３）。

そして、計数情報生成部１５ｂは、ステップＳ１０３において特定されたシンチレータ１４ｃの位置を示すシンチレータ番号（Ｐ）を特定する（ステップＳ１０４）。

そして、計数情報生成部１５ｂは、作動増幅回路４０から出力された電気信号に基づいて、特定部１５ａにより特定されたシンチレータ１４ｃから出力された電気信号の強度を算出し、算出した強度を積分計算することで、検出器モジュール１４に入射したガンマ線のエネルギー値（Ｅ）を特定する（ステップＳ１０５）。

そして、計数情報生成部１５ｂは、検出器モジュール１４によってガンマ線が検出された検出時間（Ｔ）を特定する（ステップＳ１０６）。

そして、計数情報生成部１５ｂは、シンチレータ番号（Ｐ）、エネルギー値（Ｅ）、及び検出時間（Ｔ）を含む計数情報を生成し（ステップＳ１０７）、計数情報収集処理を終了する。

以上、実施形態に係るＰＥＴ装置について説明した。上述したように、本実施形態に係る検出器モジュール１４及びＰＥＴ装置１００によれば、読み出しチャネルの数の増大を抑制することができる。
（実施形態の変形例）

なお、ＳｉＰＭ１４ｄが出力する電気信号にパイルアップが生じてしまう場合がある。そこで、このようなパイルアップが生じた場合であっても、精度良くシンチレータ１４ｃを特定することができる実施形態を実施形態の変形例として、図１１を用いて説明する。図１１は、実施形態の変形例を説明するための図である。

実施形態の変形例では、特定部１５ａは、上述の実施形態で説明した処理に加えて、以下に説明する処理を実行する。すなわち、変形例に係る特定部１５ａは、立ち上がった後に更に立ち上がるような波形、又は、立ち下がった後に更に立ち下がるような波形を有する電気信号を受信したか否かを判定する。なお、立ち上がった後に更に立ち上がるような波形、又は、立ち下がった後に更に立ち下がるような波形を有する電気信号は、パイルアップが生じていると考えられる。

立ち上がった後に更に立ち上がるような波形、又は、立ち下がった後に更に立ち下がるような波形を有する電気信号を受信したと判定した場合には、受信した電気信号にパイルアップが生じていると考えられるため、特定部１５ａは、受信した電気信号のパイルアップが生じた波形における複数の立ち上がり及び複数の立ち下がりの中から、対応する立ち上がり及び立ち下がりの複数の組を特定する。

例えば、特定部１５ａは、１番目の立ち上がり、２番目の立ち上がり、・・・、Ｎ（Ｎは自然数）番目の立ち上がり、及び、１番目の立ち下がり、２番目の立ち下がり、・・・、Ｎ番目の立ち下がりの中から、１番目の立ち上がり及び１番目の立ち下がりの組、２番目の立ち上がり及び２番目の立ち下がりの組、・・・、Ｎ番目の立ち上がり及びＮ番目の立ち下がりの組を複数特定する。このように、特定部１５ａは、複数の立ち上がり及び複数の立ち下がりの中から、立ち上がり及び立ち下がりの順番を示す数が等しい立ち上がり及び立ち下がりの複数の組を特定する。

例えば、図１１の例に示すようにパイルアップが生じている場合には、特定部１５ａは、受信した電気信号のパイルアップが生じた波形６０における１番目の立ち上がり６１及び２番目の立ち上がり６２、並びに、１番目の立ち下がり６３及び２番目の立ち下がり６４の中から、立ち上がり及び立ち下がりの順番を示す数が等しい立ち上がりと立ち下がりとの組を複数特定する。すなわち、特定部１５ａは、１番目の立ち上がり６１及び１番目の立ち下がり６３の組と、２番目の立ち上がり６２及び２番目の立ち下がり６４の組とを特定する。

そして、特定部１５ａは、特定した複数の組のそれぞれが示す立ち上がりと立ち下がりとの間の時間に基づいて、複数のシンチレータ１４ｃの中から、作動増幅回路４０から出力された電気信号に対応する光を出力したシンチレータ１４ｃを特定する。例えば、図１１の例では、特定部１５ａは、１番目の立ち上がり６１と１番目の立ち下がり６３との間の時間Δｔ１を特定し、特定した時間Δｔ１に基づいて、複数のシンチレータ１４ｃの中から、作動増幅回路４０から出力された電気信号に対応する光を出力したシンチレータ１４ｃを特定する。また、特定部１５ａは、２番目の立ち上がり６２と２番目の立ち下がり６４との間の時間Δｔ２を特定し、特定した時間Δｔ２に基づいて、複数のシンチレータ１４ｃの中から、作動増幅回路４０から出力された電気信号に対応する光を出力したシンチレータ１４ｃを特定する。

以上、実施形態の変形例について説明した。本変形例によれば、パイルアップが生じた場合であっても、精度良く、光を出力したシンチレータ１４ｃを特定することができる。また、本変形例によれば、上述した実施形態と同様に、読み出しチャネルの数の増大を抑制することができる。

ここで、ＰＥＴ装置の検出器に、シンチレータ、ライトガイド、ＰＭＴ（Photomultiplier Tube）が用いられた場合について説明する。この場合には、シンチレータは入射されたガンマ線を光に変換し、光をライトガイドを介して複数のＰＭＴに対して出力する。そして、この場合における検出器は、光が入射された複数のＰＭＴの出力の重心計算をすることにより、光を出力したシンチレータの位置を算出する。このようなシンチレータの位置を算出するロジックは、例えば、アンガーロジックと称される。かかるロジックによりシンチレータの位置を算出する場合には、シンチレータの数よりもＰＭＴの数を少なくすることができるが、重心計算の結果得られる座標からシンチレータ位置を同定する必要があり、この同定は一般に複雑である。また、独立チャネル数が少ないことから、１つの入射されたガンマ線を検出する検出処理が終了する前に他のガンマ線が入射されてしまい、パイルアップが生じる可能性が高くなる。また、検出器に、シンチレータ、ライトガイド、ＰＭＴが用いられた場合には、パイルアップが生じると光を出力したシンチレータを特定することが困難となる。

一方、上述したように、本変形例によれば、パイルアップが生じた場合であっても、精度良く、光を出力したシンチレータ１４ｃを特定することができる。

なお、上述した実施形態又はその変形例における検出器モジュール１４及び計数情報収集部１５が発揮する機能を他の核医学イメージング装置、例えば、ＳＰＥＣＴ（Single Photon Emission Computed Tomography）装置、ＰＥＴ−ＣＴ装置、ＳＰＥＣＴ−ＣＴ装置、ＰＥＴ−ＭＲＩ装置が発揮することもできる。例えば、ＰＥＴ−ＣＴ装置が、上述した実施形態又はその変形例における検出器モジュール１４及び計数情報収集部１５と、Ｘ線ＣＴ画像の再構成に用いられるデータを収集するＣＴ用架台（ガントリ）とを備えてもよい。このようなＰＥＴ−ＣＴ装置の構成について図１２を参照して説明する。

図１２は、ＰＥＴ−ＣＴ装置１０１の構成の一例を示す図である。図１２に示すように、本実施形態に係るＰＥＴ−ＣＴ装置１０１は、ＰＥＴ用架台２００と、Ｘ線ＣＴ用架台３００と、寝台４００と、コンソール装置５００とを備える。また、図１２に示すように、寝台４００は、被検体Ｐが載置される天板４０１を有し、コンソール装置５００による制御の下、被検体ＰをＰＥＴ−ＣＴ装置１０１の撮影口内に移動させる。なお、被検体Ｐは、ＰＥＴ−ＣＴ装置１０１に含まれない。

ＰＥＴ用架台２００は、被検体Ｐの周囲にリング状に配置された検出器モジュール１４を用いて、被検体Ｐから放出された消滅ガンマ線を検出し、検出結果に基づき計数情報を生成する。

図１３は、ＰＥＴ用架台２００及びＸ線ＣＴ用架台３００を示す図であり、図１４は、ＰＥＴ用架台２００の構成を示す図である。図１３及び図１４に示すように、ＰＥＴ用架台２００においては、Ｘ軸方向に複数の検出器モジュール１４が配置され、また、被検体Ｐの周囲に複数の検出器モジュール１４がリング状に配置される。

Ｘ線ＣＴ用架台３００は、被検体Ｐを透過したＸ線を検出し、検出結果に基づき投影データを生成する。例えば、Ｘ線ＣＴ用架台３００は、図１３に示すように、Ｘ線を照射するＸ線管３０１と、Ｘ線管３０１により照射されたＸ線を検出するＸ線検出器３０２とを有する。被検体Ｐの体軸を中心として回転しながら、Ｘ線管３０１が被検体ＰにＸ線を照射し、Ｘ線検出器３０２が被検体Ｐを透過したＸ線を検出する。そして、Ｘ線ＣＴ用架台３００は、Ｘ線検出器３０２により検出されたＸ線に対して増幅処理やＡＤ（Analog Digital）変換処理などを行い、投影データを生成する。なお、Ｘ線ＣＴ用架台は、Ｘ線ＣＴ用の架台とも称される。

図１５は、コンソール装置５００の構成を示す図である。コンソール装置５００は、ＰＥＴ用架台２００により生成された計数情報を用いて同時計数情報を生成し、生成した同時計数情報に基づきＰＥＴ画像を再構成する。また、コンソール装置５００は、Ｘ線ＣＴ用架台３００により生成された投影データに基づきＸ線ＣＴ画像を再構成する。

例えば、図１５に示すように、コンソール装置５００は、入出力部５１０と、制御部５２０とを有する。また。コンソール装置５００は、バッファ５３１と、同時計数情報記憶部５３２と、上述した計数情報収集部１５と、上述した同時計数情報生成部２５と、上述した画像再構成部２６とを有する。また、コンソール装置５００は、Ｘ線投影データ記憶部５４１と、Ｘ線ＣＴ画像再構成部５４２とを有する。なお、本実施形態においては、ＰＥＴ画像の再構成とＸ線ＣＴ画像の再構成とが物理的に１台のコンソール装置において行われる場合を説明するが、ＰＥＴ画像の再構成とＸ線ＣＴ画像の再構成とが別々のコンソール装置において行われてもよい。

入出力部５１０は、ＰＥＴ−ＣＴ装置１０１の利用者から各種指示を受け付け、受け付けた各種指示を制御部５２０に送信する。また、入出力部５１０は、制御部５２０から情報を受信し、受信した情報を出力する。例えば、入出力部５１０は、キーボードやマウス、マイクなどの入力部や、モニタやスピーカなどの出力部（表示部とも称する）である。

制御部５２０は、ＰＥＴ用架台２００及びＸ線ＣＴ用架台３００を制御することでＰＥＴ−ＣＴ装置１０１による撮影を制御する。また、制御部５２０は、コンソール装置５００におけるＰＥＴ画像再構成処理及びＸ線ＣＴ画像再構成処理を制御する。また、制御部５２０は、ＰＥＴ画像やＸ線ＣＴ画像などを、入出力部５１０のモニタ等に出力する。制御部５２０は、例えば、ＡＳＩＣ（Application Specific Integrated Circuit）、ＦＰＧＡ（Field Programmable Gate Array）、ＣＰＵ（Central Processing Unit）、ＭＰＵ（Micro Processing Unit）などの電子回路である。

バッファ５３１は、計数情報収集部１５により格納された計数情報を記憶する。また、同時計数情報記憶部５３２は、同時計数情報生成部２５により格納された同時計数情報を記憶する。バッファ５３１及び同時計数情報記憶部５３２は、例えば、ＲＡＭ（Random Access Memory）やフラッシュメモリ（Flash Memory）などの半導体メモリ素子、ハードディスクや光ディスクなどである。

計数情報収集部１５は、ＰＥＴ用架台２００の検出器モジュール１４の出力信号から計数情報を生成し、生成した計数情報を、バッファ５３１に格納する。なお、計数情報収集部１５は、ＰＥＴ用架台２００内に設置されてもよい。

同時計数情報生成部２５は、計数情報収集部１５により収集された計数情報を用いて同時計数情報の時系列リストを生成する。具体的には、同時計数情報生成部２５は、バッファ５３１に記憶された計数情報から、一対の消滅ガンマ線を略同時に計数した計数情報の組を、計数情報の検出時間に基づき検索する。また、同時計数情報生成部２５は、検索した計数情報の組毎に同時計数情報を生成し、生成した同時計数情報を概ね時系列順に並べながら、同時計数情報記憶部５３２に格納する。

画像再構成部２６は、ＰＥＴ画像を再構成する。具体的には、画像再構成部２６は、同時計数情報記憶部５３２に記憶された同時計数情報の時系列リストを投影データとして読み出し、読み出した投影データを用いて、ＰＥＴ画像を再構成する。

Ｘ線投影データ記憶部５４１は、Ｘ線ＣＴ用架台３００から送信された投影データを記憶する。Ｘ線ＣＴ画像再構成部５４２は、Ｘ線投影データ記憶部５４１が記憶する投影データを、例えば、ＦＢＰ（Filtered Back Projection）法により逆投影処理することで、Ｘ線ＣＴ画像を再構成する。

ＰＥＴ−ＣＴ装置１０１によれば、上述した実施形態又はその変形例における検出器モジュール１４を備えているので、読み出しチャネルの数の増大を抑制することができる。

また、ＰＥＴ−ＭＲＩ装置が、上述した実施形態又はその変形例における検出器モジュール１４及び計数情報収集部１５と、磁気共鳴信号を収集するＭＲＩ用架台とを備えてもよい。このようなＰＥＴ−ＭＲＩ装置の構成について図１６を参照して説明する。

図１６は、ＰＥＴ−ＭＲＩ装置６００の構成を示す図である。図１６に示すように、このＰＥＴ−ＭＲＩ装置６００は、計数情報収集部１５、画像再構成部２６、寝台６０２、傾斜磁場コイル駆動回路６０４、送信部６０６、受信部６０８、ＭＲデータ収集部６０９、計算機６１０、コンソール６１１、モニタ６１２、信号線６１４、シーケンスコントローラ６１７、及びＭＲＩ用架台６２０を有する。

ＭＲＩ用架台６２０は、静磁場磁石６０１、傾斜磁場コイル６０３、送信用高周波コイル６０５、受信用高周波コイル６０７、検出器モジュール１４、及び高周波シールド６１８を有する。

静磁場磁石６０１は、略円筒状のボア内に静磁場を発生させる。ここで、ボアは、静磁場磁石６０１や傾斜磁場コイル６０３などを収容する略円筒状の架台の内壁として形成される。寝台６０２は、被検体Ｐが載せられる天板６０２ａを有する。この寝台６０２は、撮像時には、天板６０２ａをボア内へ移動することで、被検体Ｐを静磁場内に移動する。

傾斜磁場コイル６０３は、被検体Ｐに対して、磁場強度がＸ，Ｙ，Ｚ方向に直線的に変化する傾斜磁場Ｇｘ，Ｇｙ，Ｇｚを印加する。この傾斜磁場コイル６０３は、略円筒状に形成され、静磁場磁石６０１の内周側に配置される。傾斜磁場コイル駆動回路６０４は、シーケンスコントローラ６１７による制御のもと、傾斜磁場コイル６０３を駆動する。

送信用高周波コイル６０５は、送信部６０６から送信される高周波パルスに基づいて、静磁場内に置かれた被検体Ｐに高周波磁場を印加する。この送信用高周波コイル６０５は、略円筒状に形成され、傾斜磁場コイル６０３の内周側に配置される。送信部６０６は、シーケンスコントローラ６１７による制御のもと、送信用高周波コイル６０５に高周波パルスを送信する。

受信用高周波コイル６０７は、高周波磁場及び傾斜磁場の印加により被検体Ｐから発せられる磁気共鳴信号を検出する。例えば、受信用高周波コイル６０７は、撮像対象の部位に応じて被検体Ｐの表面に配置される表面コイルである。例えば、被検体Ｐの体部が撮像される場合には、２つの受信用高周波コイル６０７が被検体の上部及び下部に配置される。受信部６０８は、シーケンスコントローラ６１７による制御のもと、受信用高周波コイル６０７によって検出された磁気共鳴信号を受信する。そして、受信部６０８は、受信した磁気共鳴信号をＭＲデータ収集部６０９に送る。

ＭＲデータ収集部６０９は、シーケンスコントローラ６１７による制御のもと、受信部６０８から送られた磁気共鳴信号を収集する。そして、ＭＲデータ収集部６０９は、収集した磁気共鳴信号を増幅及び検波した後にＡ／Ｄ変換し、計算機６１０に送る。計算機６１０は、コンソール６１１により制御され、ＭＲデータ収集部６０９から送られた磁気共鳴信号に基づいてＭＲ画像を再構成する。そして、計算機６１０は、再構成したＭＲ画像をモニタ６１２に表示させる。

検出器モジュール１４は、被検体Ｐの周囲をリング状に取り囲むように、複数配置される。検出器モジュール１４は、被検体Ｐ内から放出されたガンマ線を光に変換し、変換した光を電気信号に変換する。そして、検出器モジュール１４は、電気信号を、信号線６１４を介して計数情報収集部１５に送る。

計数情報収集部１５は、シーケンスコントローラ６１７による制御のもと、同時計数情報を生成する。例えば、計数情報収集部１５は、第１の実施形態と同様に、検出器モジュール１４の出力信号から計数情報を生成する。そして、計数情報収集部１５は、生成した計数情報に基づいて、同時計数情報の時系列リストを生成する。

画像再構成部２６は、計数情報収集部１５により生成された同時計数情報の時系列リストを投影データとして用いてＰＥＴ画像を再構成する。この画像再構成部２６によって再構成されたＰＥＴ画像は、計算機６１０に送信されてモニタ６１２に表示される。シーケンスコントローラ６１７は、撮像時に実行される各種撮像シーケンス情報を計算機６１０より受け取り、上述した各部を制御する。

ＰＥＴ−ＭＲＩ装置６００によれば、上述した実施形態又はその変形例における検出器モジュール１４を備えているので、読み出しチャネルの数の増大を抑制することができる。

なお、検出器モジュール１４に、計数情報収集部１５の特定部１５ａ及び計数情報生成部１５ｂの機能を持たせることもできる。

以上述べた少なくとも１つの実施形態の検出器モジュール１４及びＰＥＴ装置１００によれば、読み出しチャネルの数の増大を抑制することができる。

本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。

１４ 検出器モジュール
１４ｄ ＳｉＰＭ
３１ 信号線
４０ 作動増幅回路
１００ ＰＥＴ装置

Claims (8)

1. 放射線を変換した光を電気信号に変換して出力する複数の光電子増倍装置と、
   前記複数の光電子増倍装置の各々に対し、前記電気信号が流れる第１の経路及び第２の経路の長さが異なる信号線と、
   前記第１の経路を流れる前記電気信号と前記第２の経路を流れる前記電気信号との時間差により、前記電気信号を出力する前記光電子増倍装置を特定する特定部と、
   を備える、検出器。
2. 放射線を光に変換して出力する複数のシンチレータを更に備え、
   前記複数の光電子増倍装置のそれぞれは、前記複数のシンチレータのそれぞれから出力された光を前記電気信号に変換して出力する、請求項１に記載の検出器。
3. 請求項２に記載の検出器を備え、
   前記特定部は、前記第１の経路を流れる前記電気信号と前記第２の経路を流れる前記電気信号との時間差に基づいて、前記複数のシンチレータの中から、前記第１の経路を流れる前記電気信号及び前記第２の経路を流れる前記電気信号に対応する光を出力したシンチレータを特定する、核医学イメージング装置。
4. 前記特定部は、前記第１の経路を流れる前記電気信号と前記第２の経路を流れる前記電気信号との差分信号における立ち上がりと立ち下がりとの間の時間に基づいて、前記複数のシンチレータの中から、該差分信号に対応する光を出力したシンチレータを特定する、請求項３に記載の核医学イメージング装置。
5. 前記特定部は、更に、前記差分信号における立ち上がり及び立ち下がりの順序に基づいて、前記複数のシンチレータの中から、該差分信号に対応する光を出力したシンチレータを特定する、請求項４に記載の核医学イメージング装置。
6. 前記特定部は、前記差分信号にパイルアップが発生している場合には、該差分信号における複数の立ち上がり及び複数の立ち下がりの中から、対応する立ち上がり及び立ち下がりの複数の組を特定し、特定した複数の組のそれぞれが示す立ち上がりと立ち下がりとの間の時間に基づいて、前記複数のシンチレータの中から、該差分信号に対応する光を出力したシンチレータを特定する、請求項４又は５に記載の核医学イメージング装置。
7. 請求項１又は２に記載の検出器と、
   Ｘ線ＣＴ画像の再構成に用いられるデータを収集するＣＴ用の架台と、
   を備える、ＰＥＴ−ＣＴ装置。
8. 請求項１又は２に記載の検出器と、
   磁気共鳴信号を収集するＭＲＩ用の架台と、
   を備える、ＰＥＴ−ＭＲＩ装置。
   

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