JP6825706B2 - 放射線検出装置およびそれを備えた核医学診断装置 - Google Patents

Description

本発明は、放射性薬剤が投与された被検体から放出される放射線を検出するための放射線検出装置およびそれを備えた核医学診断装置に関し、より特定的には、放射線検出装置において検出されるγ線の検出時間および検出位置の精度を向上させる技術に関する。

放射性薬剤が投与された被検体から放出される放射線に基づいて、被検体の医学用データを求める核医学診断装置として、ＰＥＴ（Positron Emission Tomography）装置およびＳＰＥＣＴ（Single Photon Emission Computed Tomography）装置のような核医学イメージング装置が知られている。

ＰＥＴ装置は、陽電子（Positron）の消滅によって発生する２本のγ線を複数個の検出器で検出する。具体的には、陽電子放出核種を含んだ放射性薬剤（放射性トレーサ）を被検体に投与し、投与された被検体内から放出される対消滅γ線を、多数の放射線検出器にて検出する。そして、２つの放射線検出器で一定時間内にγ線が検出された場合に、それを対消滅γ線対として計数し、検出した２つの放射線検出位置を結ぶ直線上に対消滅γ線の発生位置を特定する。ＴＯＦ（Time of Flight）型ＰＥＴ装置においては、当該２つの検出器で検出された対消滅γ線対の検出時間差を利用して、上記の直線上における対消滅γ線の発生地点が特定され、検出したγ線の線量分布を画像化することによって核医学画像を得ることができる。

ＰＥＴ装置のような核医学診断装置においてγ線を検出するための検出器として、一般的には、入射したγ線を紫外線領域にピークを持つ蛍光に変換するシンチレータと、シンチレータからの光電子を増倍して電気信号に変換する受光デバイスとが用いられる。受光デバイスとしては、従来は複数のダイノードを用いた光電子倍増管（ＰＭＴ：Photomultiplier Tube）が採用されていたが、近年では、半導体素子アレイとしてアバランシェフォトダイオード（ＡＰＤ：Avalanche Photodiode）を用いたシリコンフォトマルチプライヤ（ＳｉＰＭ：Silicon Photomultiplier）を採用しているものもある。ＳｉＰＭは、ＰＭＴに比べて磁気による影響を受けにくい特性を有しているため、ＭＲＩ装置と核医学診断装置とが一体化された装置などにも適用することが可能である。

なお、本明細書においては、γ線を電気信号に変換する機器を「放射線検出器（またはγ線検出器）」と称し、当該放射線検出器と後段の信号処理回路とを含めた構成を「放射線検出装置」と称することとする。

M F Bieniosek，J W Cates，C S Levin，"Achieving fast timing performance with multiplexed SiPMs"，Institute of Physics and Engineering in Medicine，Physics in Medicine and Biology Vol.61，p.2879-2892，April 2016.

核医学診断装置においては、より高解像度の画像を提供することが求められている。この要求を実現するために、アレイ状に配置された複数の受光デバイスを有する放射線検出器が用いられる場合がある。このような構成とすることで、放射線検出器の検出可能領域におけるγ線の入射位置をより精度よく検出することが可能となる。

このような構成において、放射線検出器の位置検出精度を向上させるためには、複数の受光デバイスの各々に対して個別の読出回路を設けることがより好ましい。しかしながら、１つの放射線検出器に多数の受光デバイスが二次元のアレイ状に配置される場合（たとえば、１００個×１００個）には、１つの検出器あたり数千〜数万個の読出回路が必要となり、さらにＰＥＴ装置全体では、その数倍〜数十倍の読出回路が必要となる。そうすると、装置規模および装置コストが大幅に増加することが懸念される。

このような課題に対して、非特許文献１においては、マルチプレクサ回路を用いて、１つの読出回路に対して複数のＳｉＰＭの出力信号を電気的に並列接続するとともに、各出力信号の重心演算を行なうことによって、少ない読出回路を用いて検出可能領域におけるγ線の入射位置を求める手法が提案されている。

ここで、受光デバイスとしてＳｉＰＭが用いられる場合、ＳｉＰＭ自身が有する寄生容量と信号処理回路の入力インピーダンスとによってローパスフィルタが形成されるため、受光信号の高周波成分が劣化する場合が生じ得る。特に、ＳｉＰＭの並列接続数が多くなると、受光信号の高周波成分の劣化度合いがより大きくなってしまうため、受光信号の立上りが検出しにくくなる。そのため、γ線の入射タイミングの検出特性（以下、「タイミング特性」とも称する。）が低下するおそれがある。

本発明は、このような課題を解決するためになされたものであって、その目的は、核医学診断装置に用いられる放射線検出装置において、検出信号のタイミング特性の低下を抑制しつつ、位置検出精度を向上させることである。

本発明による放射線検出装置は、核医学診断装置に用いられる。放射線検出装置は、複数のシンチレータと、半導体受光デバイスと、位置検出回路と、タイミング検出回路とを備える。シンチレータは、被検体から照射されるγ線を蛍光に変換する。半導体受光デバイスは、複数のシンチレータの各々に対応して設けられ、対応するシンチレータで変換された蛍光を電気信号に変換する。位置検出回路は、半導体受光デバイスのアノードからの電気信号に基づいて、複数のシンチレータにおけるγ線の検出位置を特定する。タイミング検出回路は、半導体受光デバイスのアノードに接続され、γ線が検出されるイベントの発生時間に対応する時間情報を特定する。

このように、γ線の受光位置の特定、およびγ線の検出タイミングの特定が、半導体受光デバイスのアノードからの同じ電気信号を用いて行なうことができる。そのため、当該アノードからの電気信号を調整することで、位置検出および時間検出の双方の特性に同様の傾向の変化をもたらすことができる。したがって、位置検出精度の向上と時間検出精度の向上とを両立することが可能となる。

好ましくは、複数のシンチレータはアレイ状に配置される。位置検出回路は、アレイの行についての電気信号の第１の荷重加算信号と、アレイの列についての電気信号の第２の荷重加算信号とに基づいて、アレイにおけるγ線の検出位置を特定する。

このように、アレイ状に配列された複数のシンチレータの、各行および各列ごとにまとめられた信号に基づいてγ線の検出位置を特定することができる。したがって、位置検出回路において、位置検出を行なうための用いられる信号数を、シンチレータの数（すなわち、半導体受光デバイスの数）よりも少なくすることができ、装置規模および装置コストの増大を抑制することができる。

好ましくは、放射線検出装置は、電源電圧と、上記の第１および第２の荷重加算信号を生成する重心演算回路をさらに備える。半導体受光デバイスは、電源電圧と重心演算回路との間に複数個並列に接続される。半導体受光デバイスのカソードは電源電圧に接続され、アノードは重心演算回路に接続される。タイミング検出回路は、複数個の半導体受光デバイスのいずれかからの信号が検出された場合に、γ線が検出されるイベントの発生時間に対応する時間情報を特定する。

このような構成とすることによって、並列に接続された複数個の半導体受光デバイスのいずれかにγ線が照射された場合に、タイミング検出回路によって適切にγ線を検出することができる。

好ましくは、タイミング検出回路と各半導体受光デバイスのアノードとの間に接続されたキャパシタをさらに備える。

このように、キャパシタを介して半導体受光デバイスのアノードにタイミング検出回路が接続されることによって、タイミング検出回路で半導体受光デバイスの電気信号の高周波成分（すなわち応答速度の速い成分）を検出することができる。そのため、γ線の時間検出精度を向上させることができる。

好ましくは、キャパシタの容量は、重心演算回路に並列接続される半導体受光デバイスの数に応じて決定される。

半導体受光デバイスが並列接続されると、その寄生容量成分とタイミング検出回路に接続されるキャパシタとによってローパスフィルタが形成される。形成されたローパスフィルタは、タイミング検出回路で検出される電気信号の高周波成分を減衰させてしまい、時間検出精度の低下を招くおそれがある。そのため、タイミング検出回路に接続されるキャパシタの容量を、並列接続される半導体受光デバイスの数に応じて適切に設定することで、時間検出精度の低下を抑制することが可能となる。

好ましくは、重心演算回路に並列接続される半導体受光デバイスの数は、タイミング検出回路に要求される検出精度に応じて決定される。

上述のように、半導体受光デバイスが並列接続されると、その寄生容量成分によって形成されるローパスフィルタのために、タイミング検出回路における時間検出精度が影響を受ける。そのため、タイミング検出回路で必要とされる検出精度に応じて、並列接続される半導体受光デバイスの数を決定することによって、所望の時間検出精度を確保することができる。

本発明による核医学診断装置は、上記のいずれかに記載の放射線検出装置を備える。

本発明によれば、核医学診断装置に用いられる放射線検出装置において、検出信号のタイミング特性の低下を抑制するとともに、位置検出精度を向上させることができる。

本実施の形態に従うＰＥＴ装置の全体概略図である。 図１におけるγ線検出器の概略斜視図である。 図１におけるデータ収集部の詳細を示す機能ブロック図である。 図３の波形整形回路を説明するための図である。 比較例における信号処理回路を説明するための図である。 重心演算回路の構成の一例を説明するための図である。 比較例において検出された位置検出マップの例を示す図である。 理想的な位置検出マップを示す図である。 比較例における重心演算波形の一例を示す図である。 本実施の形態における信号処理回路を説明するための図である。 本実施の形態における重心演算波形の一例を示す図である。 本実施の形態における位置検出マップの一例を示す図である。 本実施の形態における位置検出マップの他の例を示す図である。

以下、本発明の実施の形態について、図面を参照しながら詳細に説明する。なお、図中同一または相当部分には同一符号を付してその説明は繰り返さない。

［核医学診断装置の構成］

図１は、本実施の形態に従う核医学診断装置の全体概略図である。図１においては、核医学診断装置がＰＥＴ装置１００である場合の例が示されているが、核医学診断装置はこれに限られず、いわゆる放射線検出器が用いられる装置であれば、たとえばＳＰＥＣＴ装置のような他の装置であってもよい。なお、本実施の形態においては、放射線としてγ線の場合を例として説明する。

図１を参照して、ＰＥＴ装置１００は、架台装置１０と、制御装置２００と、表示装置２６０と、操作部２７０とを備える。なお、図１の（ａ）は架台装置１０の正面図であり、（ｂ）は架台装置１０の側面図である。

架台装置１０は、被検体１５を載置するための天板２０と、天板２０を移動させる移動装置２２と、開口部を有する略円筒形状のガントリ３０と、ガントリ３０内に配置された検出器リング４０とを含む。

制御装置２００は、データ収集部２１０と、制御部２２０と、駆動部２３０とを含む。制御部２２０は、たとえばＣＰＵ（中央演算処理装置）およびメモリなどの記憶装置を含んで構成される。また、データ収集部２１０および駆動部２３０は、マイクロプロセッサまたはＦＰＧＡ（Field Programmable Gate Array）で構成されてもよいし、制御部２２０のＣＰＵの一部の構成であってもよい。

被検体１５は、天板２０に設けられたクッション２４上に載置される。天板２０は、ガントリ３０と検出器リング４０の開口部を、図中の矢印ＡＲで示されるＺ方向に貫通するように設けられており、Ｚ方向に沿って往復可能である。移動装置２２は、駆動部２３０からの駆動信号によって制御され、天板２０の高さを調整するとともに、天板２０をＺ方向に沿って移動させて、天板２０上に載置された被検体１５をガントリ３０の開口部内へと導入する。

検出器リング４０は、複数の放射線検出器４２をＺ方向に垂直な平面上に放射状に配置することで形成された単位リングを、Ｚ方向に複数個配列することによって構成されている。

放射線検出器４２（以下、「γ線検出器４２」とも称する。）は、図２に示すように、アレイ状の複数のシンチレータからなるシンチレータブロック４４と、受光センサ４５とを含んで構成される。シンチレータブロック４４の各シンチレータは、被検体１５に投与された陽電子放出核種を含んだ放射性薬剤（放射性トレーサ）５０（たとえば、フルオロデオキシグルコース（ＦＤＧ））から放射される放射線（γ線）５２を紫外線領域にピークを持つ蛍光に変換する。受光センサ４５には、各シンチレータに対応して受光デバイスが設けられており、各受光デバイスは、対応するシンチレータで変換された光電子を増倍して電気信号に変換する。本実施の形態においては、受光デバイスとして、アバランシェフォトダイオード（ＡＭＤ）が半導体アレイとして用いられたシリコンフォトマルチプライヤ（ＳｉＰＭ）が用いられる。γ線検出器４２は、生成した電気信号を、図１の制御装置２００内のデータ収集部２１０に出力する。

データ収集部２１０は、γ線検出器４２から受けた信号を処理して、制御部２２０へ出力する。制御部２２０は、データ収集部２１０からの受信信号に基づいて、検出したγ線の線量分布を画像化し、当該画像を表示装置２６０に表示する。

操作部２７０は、たとえばキーボード、タッチパネル、マウス（いずれも図示せず）などのようなポインティングデバイスを含んで構成される。操作部２７０は、架台装置１０の移動装置２２を動作させるための指示、ならびに撮像の開始／停止などの指示を操作者から受ける。操作部２７０は、操作者の操作に従った信号を制御部２２０へ出力する。制御部２２０は、操作部２７０からの信号に応じて駆動部２３０を制御して、移動装置２２を駆動する。

なお、本実施の形態においては、γ線検出器４２とデータ収集部２１０とを含んだ構成を「放射線検出装置」と称する。

図３は、図１におけるデータ収集部２１０の詳細を説明するための機能ブロック図である。図３を参照して、データ収集部２１０は、検出器リング４０を構成する各γ線検出器４２に対応して設けられるＦＥ（Front End）回路２１２と、同時計数回路２１８とを含む。各ＦＥ回路２１２は、波形整形回路２１３と、位置検出回路２１４と、エネルギ検出回路２１５と、タイミング検出回路２１６とを含む。

波形整形回路２１３は、γ線検出器４２で生成された電気信号を受け、当該電気信号のアナログ波形データの波形整形処理を行なう。具体的には、波形整形回路２１３は、図４（ａ）に示すようなγ線検出器４２からのアナログ波形データに対して、積分処理および微分処理等の演算処理を実行し、図４（ｂ）に示すような、波高値がエネルギを示すデータを生成する。波形整形回路２１３は、生成したデータを位置検出回路２１４、エネルギ検出回路２１５に出力する。

位置検出回路２１４は、波形整形回路２１３で生成されたデータを受け、シンチレータブロック４４におけるどのシンチレータでγ線が検出されたかを判定する。具体的には、波形整形回路２１３で生成されたデータの重心位置を演算することで、γ線を検出したシンチレータの位置を特定する。位置検出回路２１４は、特定したシンチレータ位置を示すデータを同時計数回路２１８へ出力する。

エネルギ検出回路２１５は、波形整形回路２１３で生成されたデータを受け、エネルギを検出する。エネルギ検出回路２１５は、検出したエネルギを示すデータを同時計数回路２１８へ出力する。

タイミング検出回路２１６は、図４（ａ）に示されるγ線検出器４２からのアナログ波形データから、γ線が検出されるイベントの発生時間に対応する時間情報、すなわちγ線の検出時間（入射タイミング）を検出する。たとえば、図４（ａ）に示されるアナログ波形データの値が、所定のしきい値を超えた時点を、γ線の検出時間として特定する。タイミング検出回路２１６は、特定された検出時間のデータを同時計数回路２１８へ出力する。

同時計数回路２１８は、各ＦＥ回路２１２からのデータを受け、陽電子から放出された対消滅γ線の入射方向を決定するための同時計数情報を生成する。具体的には、同時計数回路２１８は、複数のＦＥ回路２１２からのデータに基づいて、γ線の入射タイミング（検出時間）が所定の時間ウィンドウ幅以内にあり、かつ、受光信号のエネルギがともに一定のエネルギウィンドウ幅以内にあるγ線検出器の組合せを検索する。そして、同時計数回路２１８は、検索したγ線検出器の組合せが、１つの陽電子から放射された２つの消滅フォトンを同時検出したγ線検出器であるとして特定する。すなわち、特定された２つのγ線検出器を結ぶ直線上に、γ線を放出している放射性トレーサ５０が存在することを意味している。

さらに、同時計数回路２１８は、タイミング検出回路２１６からのデータに基づいて、当該放射性トレーサ５０からの２つの消滅フォトンの検出時間差（すなわち、γ線検出器から放射性トレーサまでの距離：ＴＯＦ）を演算し、上記の２つのγ線検出器を結ぶ直線上における放射性トレーサ５０の位置を特定する。同時計数回路２１８は、特定されたγ線検出器の位置および放射性トレーサ５０の位置に関するデータを制御部２２０へ出力する。

制御部２２０においては、同時計数回路２１８から受けたデータを再構成することによって被検体１５の画像が生成され、当該画像が表示装置２６０に表示される。医師等の診断者は、表示された被検体１５の画像を用いて核医学診断を実行する。

このような構成を有するＰＥＴ装置においては、正確な診断を行なうために、より高解像度の画像を提供することが求められる。解像度を向上させるためには、（１）各γ線検出器におけるγ線の入射位置検出精度の向上、および（２）２つのγ線検出器におけるγ線の検出時間差の検出精度（時間分解能）の向上が必要となる。

各γ線検出器における入射位置の検出精度を向上させるには、各受光デバイス（ＳｉＰＭ）に対して個別の信号処理回路を１：１で設けることが好ましい。しかしながら、１つのγ線検出器に多数の受光デバイスが二次元のアレイ状に配置される場合には、受光デバイスと同じ数の信号処理回路が必要となり、結果として、ＰＥＴ装置全体においては数万〜数十万個もの信号処理回路が必要となり得る。そうすると、装置規模が膨大になるとともに、装置コストも増加してしまう。

このような状況に対応するために、各γ線検出器において、マルチプレクサ回路を用いて複数の受光デバイスを並列接続し、当該複数の受光デバイスに対して１つの信号処理回路を設けることによって、装置全体の信号処理回路を削減する構成が提案されている。

図５は、比較例の放射線検出装置３００Ａにおける信号処理回路を説明するための図である。図５を参照して、当該比較例における信号処理回路においては、バイアス電圧ＢＩＡＳと、抵抗ＲＬと、受光デバイスである複数のＳｉＰＭと、重心演算回路６０と、キャパシタＣｆとを含む。

複数のＳｉＰＭは、アレイ状に配置された複数のシンチレータ（図２）に対応して設けられ、図６に示されるようにアレイ状に配置される。図６の例においては、１６個のＳｉＰＭが４×４のアレイとして配置される場合が示されている。

抵抗ＲＬの一方端はバイアス電圧ＢＩＡＳに接続され、他方端は複数のＳｉＰＭの各々のカソードに接続される。各ＳｉＰＭのアノードは、重心演算回路６０に個別に接続される。

また、抵抗ＲＬの一方端（ＳｉＰＭのカソード）は、キャパシタＣｆを介してＦＥ回路２１２のタイミング検出回路２１６にも接続される。当該キャパシタＣｆによって、ＳｉＰＭのアノード（すなわち、ノードＮＤ）の電圧変化の高周波成分のみがタイミング検出回路２１６へと伝達される。

γ線検出器４２にγ線が入射し、複数のＳｉＰＭのうちのいずれかによって検出されると、γ線を検出したＳｉＰＭに電流が流れることによって、ノードＮＤの電圧が図４（ａ）のようにインパルス状に低下する。この電圧の低下量が所定量より大きくなると、タイミング検出回路２１６へ信号が出力される。これによって、タイミング検出回路２１６において、γ線の検出時間が特定される。

重心演算回路６０は、アレイ状に配置された複数のＳｉＰＭのうちのどのＳｉＰＭにおいてγ線が検出されたかを判定するための信号を生成する回路である。具体的には、図６に示されるように、アレイ状に配列されたＳｉＰＭの各行の並列信号が、それぞれ抵抗Ｒ１〜Ｒ４によって荷重加算されて、位置検出信号Ｘａ，Ｘｂが生成される。同様に、ＳｉＰＭの各列の並列信号がそれぞれ抵抗Ｒ１〜Ｒ４によって荷重加算されて、位置検出信号Ｙａ，Ｙｂが生成される。生成された位置検出信号は、ＦＥ回路２１２の波形整形回路２１３へ出力される。

たとえば抵抗値をＲ１＜Ｒ２＜Ｒ３＜Ｒ４に設定した場合には、位置検出信号Ｘａでは、１行目のＳｉＰＭでγ線が検出されたときの振幅が最も大きくなり、４行目のＳｉＰＭでγ線が検出されたときの振幅がもっとも小さくなる。すなわち、位置検出信号Ｘａの振幅によって、どの行のＳｉＰＭにおいてγ線が検出されたかを特定することができる。同様に、位置検出信号Ｙａの振幅によって、どの列のＳｉＰＭにおいてγ線が検出されたかを特定することができる。したがって、位置検出信号Ｘａと位置検出信号Ｙａとを用いることによって、アレイ状に配列されたＳｉＰＭのうちのどのＳｉＰＭでγ線が検出されたかを特定することができる（位置検出回路２１４）。

なお、位置検出信号Ｘｂ，Ｙｂは、各行および各列について、それぞれ位置検出信号Ｘａ，Ｙａとは逆の順番で抵抗が接続される。そのため、位置検出信号Ｘｂ，Ｙｂは、それぞれ位置検出信号Ｘａ，Ｙａとは振幅の大きさの傾向が逆になる。たとえば位置検出信号Ｘｂにおいては、１列目のＳｉＰＭでγ線が検出されたときの振幅が最も小さくなり、４行目のＳｉＰＭでγ線が検出されたときの振幅が最も大きくなる。このような、逆傾向の位置検出信号を用いることで、たとえば信号全体にオフセットが生じたような場合であっても、γ線が検出されたＳｉＰＭを正しく特定することができる。

ここで、図５に示した比較例の信号処理回路において、γ線の検出時間の検出精度を向上するためには、ノードＮＤの電圧変動を大きくすることが必要となるため、バイアス電圧ＢＩＡＳに接続されている抵抗ＲＬを大きくすることが必要となる。しかしながら、この場合には、ＳｉＰＭによるγ線の検出が終了した後に、キャパシタＣｆを充電するまでに時間がかかるため、重心演算回路６０における位置検出信号のレスポンスが鈍くなる。そうすると、位置検出精度が低下する可能性がある。

一方で、位置検出精度を向上させるために抵抗ＲＬを小さくすると、逆にノードＮＤにおける電圧降下量が小さくなるために、γ線の検出時間精度（時間分解能）が低下してしまう。すなわち、図５に記載した信号処理回路においては、位置検出精度と時間分解能とがトレードオフの関係となってしまい、両者の精度を共に向上させることが困難となる。

この比較例の信号処理を用いた場合の、４×４のＳｉＰＭアレイによるγ線の位置検出マップの例を図７に示す。図７においては、１６個のＳｉＰＭは区別できるものの、図８に示すような理想的な位置検出マップと比較すると、大きく歪んだマップとなっている。

また、比較例において重心演算回路６０から出力される位置検出信号Ｘａ，Ｘｂ，Ｙａ，Ｙｂの一例を図９に示す。図９からわかるように、比較例の信号処理回路を用いた場合には、一部の位置検出信号（図９中のＬ２（Ｘｂ），Ｌ４（Ｙｂ））において、負の電圧値の振幅となっている。そのため、位置検出回路２１４における検出位置の特定が正しくできなくなっている。

本実施の形態においては、このような課題を解決するために、γ線の検出時間を特定するためのタイミング信号を各ＳｉＰＭのアノード側から読出し、図５の信号処理回路における抵抗ＲＬを用いない構成を採用する。このような構成とすることによって、抵抗ＲＬに起因する位置検出信号の応答性の低下、およびタイミング信号のレベル低下を防止することができるので、位置検出精度および時間分解能の双方を向上することができる。

図１０は、本実施の形態に従う放射線検出装置３００の信号処理回路を説明するための図である。図１０を参照して、当該信号処理回路においては、複数のＳｉＰＭのカソードが、抵抗を介することなく共にバイアス電圧ＢＩＡＳに接続されており、各ＳｉＰＭのアノードは、重心演算回路６０に個別に接続されている。また、各ＳｉＰＭのアノードは、キャパシタＣｆを介して並列に接続され、さらにＦＥ回路２１２のタイミング検出回路２１６に接続される。

このように、バイアス電圧ＢＩＡＳに接続される抵抗成分（バイアス抵抗）がないため、重心演算回路６０における位置検出信号の応答性の低下を抑制することができる。また、ＳｉＰＭのアノード側からタイミング信号を取得するため、バイアス抵抗がなくても、γ線の検出時と被検出時との間の電圧差を十分に確保できるので、タイミング信号のレベル低下を抑制できる。これによって、位置検出精度および検出時間精度（時間分解能）を向上することができる。

なお、このとき、ＳｉＰＭの寄生容量成分によりタイミング信号の読出回路（ＦＥ回路２１２）のインピーダンスが高くなると、ローパスフィルタが形成されてしまうため、タイミング信号の高周波成分がカットされて信号の劣化が生じる可能性がある。そのため、タイミング信号の検出回路については、入力インピーダンスができるだけ低くなる構成とすることが望ましい。

また、キャパシタＣｆの容量についても、ＳｉＰＭの寄生容量成分に応じて決定することが好ましい。言い換えると、重心演算回路に並列接続されるＳｉＰＭの数に応じて、キャパシタＣｆの容量を決定することが望ましい。

あるいは、所定のキャパシタＣｆの容量に対して、許容されるタイミング信号の劣化状態（すなわち、タイミング検出回路に要求される検出精度）に応じて、並列接続されるＳｉＰＭの数を決定してもよい。

本実施の形態に従う放射線検出装置を用いた場合の、重心演算回路６０から出力される位置検出信号Ｘａ，Ｘｂ，Ｙａ，Ｙｂの一例を図１１に示す。図１１においては、比較例の図９とは異なり、すべての位置検出信号Ｘａ，Ｘｂ，Ｙａ，Ｙｂの振幅が正の電圧値となっている。そのため、本実施の形態の信号処理回路を用いることで、比較例の図７のような位置検出マップの歪みを低減することが可能となる。
図１２は、本実施の形態に従う放射線検出装置を用いた場合の、４×４のＳｉＰＭアレイによるγ線の位置検出マップの例を示す図である。 図１２の位置検出マップは、比較例で示した図７の位置検出マップに比べると歪みが低減されており、図８に示した理想的な位置検出マップにより近いマップとなっている。図１２からわかるように、本実施の形態に従う放射線検出装置を用いた場合には、格子状に配置されたＳｉＰＭの位置関係を正しく認識することができる。
また、図１３は、さらにＳｉＰＭの数を多くした場合の位置検出マップの例であり、図１３では１２×１２の合計１４４個のＳｉＰＭが用いられている。図１３においても、若干の歪みはあるものの、格子状に配列されたＳｉＰＭの位置を全体として正しく把握することが可能となっている。
以上のように、本実施の形態に従う放射線検出装置を用いることにより、核医学診断装置において、被検体から放出される放射線の位置検出精度および時間分解能を高めることが可能となる。

今回開示された実施の形態はすべての点で例示であって制限的なものではないと考えられるべきである。本発明の範囲は上記した説明ではなく請求の範囲によって示され、請求の範囲と均等の意味および範囲内でのすべての変更が含まれることが意図される。

１０ 架台装置、１５ 被検体、２０ 天板、２２ 移動装置、２４ クッション、３０ ガントリ、４０ 検出器リング、４２ γ線検出器、４４ シンチレータブロック、４５ 受光センサ、５０ 放射性トレーサ、６０ 重心演算回路、１００ ＰＥＴ装置、２００ 制御装置、２１０ データ収集部、２１２ ＦＥ回路、２１３ 波形整形回路、２１４ 位置検出回路、２１５ エネルギ検出回路、２１６ タイミング検出回路、２１８ 同時計数回路、２２０ 制御部、２３０ 駆動部、２６０ 表示装置、２７０ 操作部、３００，３００Ａ 放射線検出装置、ＢＩＡＳ バイアス電圧、Ｃｆ キャパシタ、ＮＤ ノード。

Claims (5)

1. 核医学診断装置に用いられる放射線検出装置であって、
   アレイ状に配置され、被検体から照射されるγ線を蛍光に変換する複数のシンチレータと、
   前記複数のシンチレータの各々に対応して設けられ、対応するシンチレータで変換された蛍光を電気信号に変換する半導体受光デバイスと、
   前記半導体受光デバイスのアノードからの電気信号に基づいて、前記複数のシンチレータにおけるγ線の検出位置を特定する位置検出回路と、
   前記半導体受光デバイスのアノードに接続され、γ線が検出されるイベントの発生時間に対応する時間情報を特定するタイミング検出回路とを備え、
   前記位置検出回路は、前記アレイの行についての電気信号の第１の荷重加算信号と、前記アレイの列についての電気信号の第２の荷重加算信号とに基づいて、前記アレイにおけるγ線の検出位置を特定し、
   前記放射線検出装置は、
   電源電圧と、
   前記第１および第２の荷重加算信号を生成する重心演算回路と、
   前記タイミング検出回路と各前記半導体受光デバイスのアノードとの間に接続されたキャパシタとをさらに備え、
   前記キャパシタの容量は、前記重心演算回路に並列接続される前記半導体受光デバイスの数に応じて決定される、放射線検出装置。
2. 前記半導体受光デバイスは、前記電源電圧と前記重心演算回路との間に複数個並列に接続され、
   前記半導体受光デバイスのカソードは前記電源電圧に接続され、アノードは前記重心演算回路に接続され、
   前記タイミング検出回路は、複数個の前記半導体受光デバイスのいずれかからの信号が検出された場合に、前記時間情報を特定する、請求項１に記載の放射線検出装置。
3. 前記重心演算回路に並列接続される前記半導体受光デバイスの数は、前記タイミング検出回路に要求される検出精度に応じて決定される、請求項２に記載の放射線検出装置。
4. 核医学診断装置に用いられる放射線検出装置であって、
   アレイ状に配置され、被検体から照射されるγ線を蛍光に変換する複数のシンチレータと、
   前記複数のシンチレータの各々に対応して設けられ、対応するシンチレータで変換された蛍光を電気信号に変換する半導体受光デバイスと、
   前記半導体受光デバイスのアノードからの電気信号に基づいて、前記複数のシンチレータにおけるγ線の検出位置を特定する位置検出回路と、
   前記半導体受光デバイスのアノードに接続され、γ線が検出されるイベントの発生時間に対応する時間情報を特定するタイミング検出回路とを備え、
   前記位置検出回路は、前記アレイの行についての電気信号の第１の荷重加算信号と、前記アレイの列についての電気信号の第２の荷重加算信号とに基づいて、前記アレイにおけるγ線の検出位置を特定し、
   前記放射線検出装置は、
   電源電圧と、
   前記第１および第２の荷重加算信号を生成する重心演算回路とを備え、
   前記半導体受光デバイスは、前記電源電圧と前記重心演算回路との間に複数個並列に接続され、
   前記半導体受光デバイスのカソードは前記電源電圧に接続され、アノードは前記重心演算回路に接続され、
   前記タイミング検出回路は、複数個の前記半導体受光デバイスのいずれかからの信号が検出された場合に、前記時間情報を特定し、
   前記重心演算回路に並列接続される前記半導体受光デバイスの数は、前記タイミング検出回路に要求される検出精度に応じて決定される、放射線検出装置。
5. 請求項１〜４のいずれか１項に記載の放射線検出装置を備えた、核医学診断装置。