JPWO2017038133A1

JPWO2017038133A1 - 放射線検出器および検出器モジュール

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Publication number: JPWO2017038133A1
Application number: JP2017537565A
Authority: JP
Inventors: 淳一大井; 倫明津田
Original assignee: Shimadzu Corp
Current assignee: Shimadzu Corp
Priority date: 2015-09-04
Filing date: 2016-03-24
Publication date: 2018-08-09
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Abstract

光検出器５におけるマイクロセル１５は、マイクロセル１５ａおよびマイクロセル１５ｂからなる。マイクロセル１５ａはタイミング情報の取得に用いられ、マイクロセル１５ｂはエネルギー情報の取得に用いられる。シンチレータ３の各々は最低１つのマイクロセル１５ａ、および最低１つのマイクロセル１５ｂに光学結合する。エネルギー情報取得用とタイミング情報取得用とに分けることにより、マイクロセル１５ａをタイミング情報取得用の仕様にする一方、マイクロセル１５ｂはエネルギー情報取得用の別の仕様にできる。その結果、放射線検出器においてタイミング分解能を向上させつつ、エネルギー分解能をも向上させることが可能となる。

Description

本発明は、陽電子放出断層撮影装置（ＰＥＴ装置）を例とする核医学診断装置などに用いられる放射線検出器および検出器モジュールに関する。

従来、医療用撮像法として、陽電子放出断層撮影（ＰＥＴ、ＰｏｓｉｔｒｏｎＥｍｉｓｓｉｏｎＴｏｍｏｇｒａｐｈｙ）を例とする核医学診断が知られている。陽電子放出断層撮影装置（ＰＥＴ装置）は、陽電子放出核種で標識された放射性薬剤の被検体内における分布を示す放射線画像を生成する装置である。

ＰＥＴ装置は、被検体をリング状に囲むように配置された複数の放射線検出器を備えている。被検体に投与された放射性薬剤は関心部位に蓄積され、蓄積された薬剤から陽電子が放出される。放出された陽電子は電子と対消滅を起こし、互いに正反対の運動量を有している一対のγ線を生成する。一対のγ線は互いに逆方向へ放出され、各々のγ線は放射線検出器によって同時に検出される。検出されたγ線の情報に基づいて放射性薬剤の位置が算出され、関心部位における放射性薬剤の分布を示す放射線画像がＰＥＴ装置によって提供される。

放射線検出器は放射線を吸収して光に変換するシンチレータと、ＳｉＰＭ（ＳｉｌｉｃｏｎＰｈｏｔｏＭｕｌｔｉｐｌｉｅｒ）などを用いた光検出器とを備えている。ＳｉＰＭは受光素子（光電変換素子）として多数のＡＰＤ（ＡｖａｌａｎｃｈｅＰｈｏｔｏＤｉｏｄｅ）が配設された構成を備えており、磁場によって受ける影響が非常に小さい。そのため解剖学的診断に適する磁気共鳴断層撮影装置（ＭＲ装置）と、生理機能的診断に適するＰＥＴ装置とを複合させたＰＥＴ−ＭＲについても光検出器としてＳｉＰＭを用いることができる（例えば、特許文献１参照）。

ここでＳｉＰＭを用いる従来の放射線検出器の構成について、図を用いて説明する。従来の放射線検出器１０１は図１０（ａ）に示すように、シンチレータ１０３と光検出器であるＳｉＰＭ１０５とが光学的に接合して構成されている。シンチレータ１０３はγ線と相互作用して光子（フォトン）を多数発生する。ＳｉＰＭ１０５はシンチレータ１０３から発生したフォトンを受光して電気信号に変換する。そして図１０（ａ）に示すように、放射線検出器１０１が一次元マトリクス状または二次元マトリクス状に多数配列されて検出器モジュール１０１ａを構成する。

ＳｉＰＭ１０５は図１０（ｃ）に示すように、マイクロセル１０７が二次元マトリクス状に多数配列されている。各々のマイクロセル１０７は図１０（ｄ）に示すように、光電変換素子であるＡＰＤ１０９と、クエンチング抵抗１１１とが設けられている。すなわちフォトンがＡＰＤ１０９に入射することによってフォトンは電気信号に変換され、γ線検出信号としてＳｉＰＭ１０５から出力される。図１０（ｃ）に示すようにマイクロセル１０７のうち、ＡＰＤ１０９が設けられている領域（網点を付した領域）が受光領域１０７ａとなる。

また放射線検出器１０１の各々は図１１（ａ）および図１１（ｂ）に示すように、電源１２１と、プリアンプ１１３と、コンパレータ１１５と、シェーピングアンプ１１７とをそれぞれ備えている。電源１２１は光検出器１０５に設けられているマイクロセル１０７の各々に対して、γ線検出信号の出力に要するバイアス電圧Ｖを印加する。プリアンプ１１３はＳｉＰＭ１０５の下流に設けられており、ＳｉＰＭ１０５からの出力信号を増幅して電圧に変換する。コンパレータ１１５とシェーピングアンプ１１７とはプリアンプ１１３にそれぞれ接続されている。増幅・変換された出力信号の一方はコンパレータ１１５へ入力され、出力信号の他方はシェーピングアンプ１１７へ入力される。

コンパレータ１１５は入力された出力信号に基づいて、γ線を検出した時間の情報をタイミング情報として導き出す。すなわちマイクロセル１０７におけるフォトン検出量が、予め設定されている所定の閾値を超える時間に基づいてタイミング情報を示す電気信号が出力される。シェーピングアンプ１１７は入力された出力信号をさらに増幅・整形することにより、入射したγ線のエネルギーに比例した波高のパルスを取得する。シェーピングアンプ１１７により取得されるパルスの波高に基づいて、検出されたγ線のエネルギーの高さに関する情報がエネルギー情報として出力される。

このように出力信号をコンパレータ１１５とシェーピングアンプ１１７とにそれぞれ送信する構成により、放射線検出器１０１の各々において、γ線を検出した時間の情報（タイミング情報）と検出したγ線のエネルギー情報とを取得できる（例えば、非特許文献１，２参照）。近年では放射性薬剤の分布をより精密に検出すべく、放射線検出器１０１をＴＯＦ型（検出時間差：ＴｉｍｅＯｆＦｌｉｇｈｔ）のＰＥＴ装置に用いることが多くなっている。そのため放射線検出器１０１において、タイミング情報の分解能（タイミング分解能）をより向上する要請が大きくなっている。

特開２００８−３１１６５１号公報

"ＤｅｖｅｌｏｐｍｅｎｔｏｆａＰＥＴＤｅｔｅｃｔｏｒＭｏｄｕｌｅ"、ＩＥＥＥＮＳＳａｎｄＭＩＣ２０１４Ｎ０７−８ "ＴｉｍｉｎｇＲｅｓｏｌｕｔｉｏｎＤｅｐｅｎｄｅｎｃｅｏｎＭＰＰＣＰｅｒｆｏｒｍａｎｃｅＰａｒａｍｅｔｅｒｓ"、ＩＥＥＥＮＳＳａｎｄＭＩＣ２０１４Ｎ２６−３

しかしながら、このような構成を有する従来例の場合には、高いエネルギー情報の分解能（エネルギー分解能）を維持しつつタイミング分解能を向上させることが困難であるという問題が懸念される。以下、従来の放射線検出器における問題点について説明する。

ＳｉＰＭ１０５から出力される信号のパルス波高は一つのマイクロセル１０７に入射するフォトンの数によって変化しない。そのためＳｉＰＭ１０５に入射するフォトンの数とＳｉＰＭ１０５の出力するパルス波高との線形性を維持するには、ＳｉＰＭ１０５に設けられるマイクロセル１０７の数を多くする必要がある。すなわちマイクロセル１０７を増加させることにより、同一のマイクロセル１０７に複数のフォトンが同時に入射することが回避されるので、入射フォトン数と出力との線形性（リニアリティ）を好適に維持できる。その結果、放射線検出器１０１におけるエネルギー分解能を向上できる。

しかし従来の放射線検出器１０１においてマイクロセル１０７のピッチを小さくして単位面積あたりにおけるマイクロセル１０７の数を増加させた場合、タイミング分解能が低下するという問題が懸念される。すなわちマイクロセル１０７の各々において、受光領域１０７ａの周縁部１０７ｂには隔壁が設けられているので、マイクロセル１０７の周縁部１０７ｂはフォトン不感部となる。そしてＳｉＰＭ１０５に設けられるマイクロセル１０７の数が増加することにより、ＳｉＰＭ１０５の光検出面（ｘｙ平面）において受光領域１０７ａの面積が減少するので、ＳｉＰＭ１０５の光子検出効率（ＰＤＥ）が低下する。

放射線検出器１０１のタイミング分解能を向上するには、シンチレータ１０３においてフォトンが発生する時間から、マイクロセル１０７にフォトンが到達してフォトン検出量が所定の閾値を超えるまでの時間の揺らぎを小さくすることが重要である。従ってＳｉＰＭ１０５の光子検出効率が低下する場合、フォトン検出量が所定の閾値を超えるまでの時間の揺らぎが大きくなるので放射線検出器１０１のタイミング分解能が低下することとなる。

一方で放射線検出器１０１のタイミング分解能を向上すべく、マイクロセル１０７のピッチを大きくして単位面積あたりにおけるマイクロセル１０７の受光領域１０７ａを広くする場合、単位面積あたりにおけるマイクロセル１０７の数が減少する。この場合、同一のマイクロセル１０７に２個以上のフォトンが同時に入射する確率が大きくなるので、入射フォトン数と出力との線形性が悪化する。その結果、放射線検出器１０１におけるエネルギー分解能が低下する。

このようにエネルギー分解能を向上させるために必要な仕様と、タイミング分解能を向上させるために必要な仕様とは相反関係にある。従って、従来の放射線検出器１０１ではエネルギー分解能とタイミング分解能とをいずれも向上させることは非常に困難である。

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、ＴＯＦ−ＰＥＴ装置などのＰＥＴ装置に用いることが可能であり、高いエネルギー分解能と高いタイミング分解能とを有する放射線検出器および検出器モジュール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、本発明に係る放射線検出器は、入射した放射線を検出して発光する少なくとも１つのシンチレータと、前記シンチレータから発光された光を電気信号に変換させる、第１受光素子および第２受光素子の各々がマトリクス状に配設され、前記シンチレータと光学的に結合される少なくとも１つの光検出手段と、前記第１受光素子が変換した電気信号に基づいて、前記シンチレータに前記放射線が入射する時間に関する情報であるタイミング情報を取得するタイミング情報取得回路と、前記第２受光素子が変換した電気信号に基づいて、前記シンチレータに入射した前記放射線のエネルギーに関する情報であるエネルギー情報を取得するエネルギー情報取得回路とを備え、前記シンチレータの各々は、少なくとも１つの前記第１受光素子および少なくとも１つの前記第２受光素子の各々と光学的に結合していることを特徴とするものである。

［作用・効果］本発明に係るＸ線撮影装置によれば、光検出手段はシンチレータが発光する光を電気信号に変換する第１受光素子と第２受光素子とを備えている。タイミング情報取得回路は第１受光素子の電気信号に基づいてタイミング情報を取得し、エネルギー情報取得回路は第２受光素子の電気信号に基づいてエネルギー情報を取得する。

シンチレータの各々は、少なくとも１つの第１受光素子および少なくとも１つの第２受光素子の各々と光学的に結合している。すなわちシンチレータに入射した放射線は光に変換された後、一部は第１受光素子を介してタイミング情報となり、残りの一部は第２受光素子を介してエネルギー情報となる。

すなわちタイミング情報所得用の受光素子である第１受光素子と、エネルギー情報取得用の受光素子である第２受光素子とが別に設けられている。この場合、第１受光素子に対してはタイミング分解能を向上させるような仕様に設定しつつ、第２受光素子に対してはエネルギー分解能を向上させるような別の仕様に設定できる。従って、放射線検出器における、タイミング分解能とエネルギー分解能との両方を好適に向上させることが可能となる。

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ってもよい。
すなわち、本発明に係る放射線検出器は、入射した放射線を検出して発光する少なくとも１つのシンチレータと、前記シンチレータから発光された光を電気信号に変換させる、第１受光素子がマトリクス状に配設され、前記シンチレータと光学的に結合される少なくとも１つの第１光検出手段と、前記シンチレータから発光された光を電気信号に変換させる、第２受光素子がマトリクス状に配設され、前記シンチレータと光学的に結合される少なくとも１つの第２光検出手段と、前記第１受光素子が変換した電気信号に基づいて、前記シンチレータに前記放射線が入射する時間に関する情報であるタイミング情報を取得するタイミング情報取得回路と、前記第２受光素子が変換した電気信号に基づいて、前記シンチレータに入射した前記放射線のエネルギーに関する情報であるエネルギー情報を取得するエネルギー情報取得回路とを備え、前記シンチレータの各々は、少なくとも１つの前記第１受光素子および少なくとも１つの前記第２受光素子の各々と光学的に結合していることを特徴とする

［作用・効果］本発明に係る放射線検出器によれば、第１光検出手段は第１受光素子を備え、第２光検出手段は第２受光素子を備えている。タイミング情報取得回路は第１受光素子の電気信号に基づいてタイミング情報を取得し、エネルギー情報取得回路は第２受光素子の電気信号に基づいてエネルギー情報を取得する。

そして第１受光素子を備える第１光検出手段と、第２受光素子を備える第２光検出手段はそれぞれ別の構成となっている。そのためタイミング分解能を向上させるような仕様となっている既存の光検出手段を第１光検出手段として、エネルギー分解能を向上させるような別の仕様となっている既存の光検出手段を第２光検出手段としてそれぞれ流用できる。すなわち第１受光素子と第２受光素子とを備える光検出手段を新たに製造する必要がないので、本発明に係る放射線検出器をより容易に製造できる。

また、上述した発明において、前記第１受光素子に対して第１バイアス電圧を印加する第１バイアス電圧供給電源と、前記第２受光素子に対して、前記第１バイアス電圧より低い第のバイアス電圧を印加する第２バイアス電圧供給電源とを備えることが好ましい。

［作用・効果］本発明に係る放射線検出器によれば、第１バイアス電圧供給電源は第１の受光素子に対して第１バイアス電圧を印加する。第２バイアス電圧供給電源は第２の受光素子に対して、前記第１バイアス電圧より低い第２バイアス電圧を印加する。このような構成では、第１受光素子に対して比較的高電圧である第１バイアス電圧が印加される。バイアス電圧が高くなることにより、受光素子から取得されるタイミング分解能が向上する。従って、タイミング情報取得用の第１受光素子から出力される電気信号に基づいて、より高分解能のタイミング情報を取得できる。

一方で第２の受光素子に対して、第１バイアス電圧より低い第２バイアス電圧が印加される。バイアス電圧が低くなることにより、受光素子から取得されるエネルギー分解能が向上する。従って、エネルギー情報取得用の第２受光素子から出力される電気信号に基づいて、より高分解能のエネルギー情報を取得できる。

また、上述した発明において、前記第１受光素子の単位面積あたりにおける受光可能領域の面積は、前記第２受光素子の単位面積あたりにおける受光可能領域の面積より広くなるように構成されることが好ましい。

［作用・効果］本発明に係る放射線検出器によれば、第１受光素子の単位面積あたりにおける受光可能領域の面積は、第２受光素子の単位面積あたりにおける受光可能領域の面積より広くなるように構成される。単位面積あたりにおける受光可能領域の面積が広くなることにより、受光素子から取得されるタイミング分解能が向上する。従って、タイミング情報取得用の第１受光素子から出力される電気信号に基づいて、より高分解能のタイミング情報を取得できる。

一方で単位面積あたりにおける第２受光素子の受光可能領域の面積が狭くなることによりフォトン数が減り、受光素子から取得されるエネルギー分解能はやや低下する。しかし上述したようにマイクロセルのピッチを小さくしてリニアリティを改善させるなどの工夫によって劣化を防ぎ、より高分解能のエネルギー情報を取得できる。

また、上述した発明において、前記光検出手段の光検出面における前記第２受光素子の面積は、前記光検出手段の光検出面における前記第１受光素子の面積の２％〜４０％であることが好ましい。

［作用・効果］本発明に係る放射線検出器によれば、光検出手段の光検出面における第２受光素子の面積は、光検出手段の光検出面における第１受光素子の面積の２％〜４０％である。この場合、第２受光素子を用いて取得されるエネルギー分解能を保ちつつ、第１受光素子を用いて取得されるタイミング分解能が好適に向上される。そのため、放射線検出器に入射する放射線について、より精度の高い情報を取得できる。

また本発明に係る放射線検出器が、一次元方向または二次元方向に複数配列されて構成される検出器モジュールについても開示されている。このような検出器モジュールは本発明に係る放射線検出器の効果を有しており、タイミング分解能とエネルギー分解能との両方を好適に向上させることを可能とする。従って、このような検出器モジュールを各種ＰＥＴ装置、特にＴＯＦ−ＰＥＴに適用することにより、エネルギー分解能とタイミング分解能との双方を向上させることができる。その結果、ＰＥＴ装置などを用いる核医学診断において、放射線薬剤の分布をより精密に表示する放射線画像を取得することによって、より適切な診断を行うことが可能となる。

本発明に係る放射線検出器および検出器モジュールによれば、光検出手段はシンチレータが発光する光を電気信号に変換する第１受光素子と第２受光素子とを備えている。タイミング情報取得回路は第１受光素子の電気信号に基づいてタイミング情報を取得し、エネルギー情報取得回路は第２受光素子の電気信号に基づいてエネルギー情報を取得する。

実施例１に係る放射線検出器の全体構成を示す図である。（ａ）は放射線検出器の全体構成を示す俯瞰図であり、（ｂ）は放射線検出器がマトリクス状に配列されて構成される検出器モジュールの全体構成を示す俯瞰図であり、（ｃ）は検出器モジュールを用いて構成されるＰＥＴ装置の全体構成を示す縦断面図である。実施例１に係る光検出器の構成を示す図である。（ａ）は光検出器の構成を示す平面図であり、（ｂ）はマイクロセルの構成を示す図である。実施例１に係る放射線検出器について、マイクロセルの配列パターンの例を示す平面図である。（ａ）はマイクロセル１５ｂが一次元方向に配列するパターンを示す図であり、（ｂ）はマイクロセル１５ｂが二次元マトリクス状に密集して配列するパターンを示す図であり、（ｃ）はマイクロセル１５ａおよびマイクロセル１５ｂが分散して配列するパターンを示す図である。実施例１に係る放射線検出器について、各マイクロセルに対して仕様を変える構成を示す図である。（ａ）は各マイクロセルに対してそれぞれ異なるバイアス電圧を印加する構成を示す俯瞰図であり、（ｂ）は各マイクロセルに対してそれぞれ異なるバイアス電圧を印加する構成を示す回路図である。実施例２に係る放射線検出器について、マイクロセルの配列パターンの例を示す平面図である。（ａ）はマイクロセル１５ｂが一次元方向に配列するパターンを示す図であり、（ｂ）はマイクロセル１５ｂが二次元マトリクス状に密集して配列するパターンを示す図であり、（ｃ）はマイクロセル１５ａおよびマイクロセル１５ｂが分散して配列するパターンを示す図である。実施例２に係る放射線検出器について、各マイクロセルに対して仕様を変える構成を示す図である。（ａ）は各マイクロセルに対してそれぞれ同じバイアス電圧を印加する構成を示す俯瞰図であり、（ｂ）は各マイクロセルに対してそれぞれ同じバイアス電圧を印加する構成を示す回路図である。実施例３に係る放射線検出器の構成を示す図である。（ａ）は放射線検出器の全体構成を示す俯瞰図であり、（ｂ）はマイクロセル１５ａのピッチ長さがマイクロセル１５ｂのピッチ長さと同じである配列パターンの例を示す図であり、（ｃ）はマイクロセル１５ａのピッチ長さがマイクロセル１５ｂのピッチ長さより長い配列パターンの例を示す図である。実施例３に係る放射線検出器について、各マイクロセルに対して仕様を変える構成を示す図である。（ａ）は各マイクロセルに対してそれぞれ異なるバイアス電圧を印加する構成を示す俯瞰図であり、（ｂ）は各マイクロセルに対してそれぞれ異なるバイアス電圧を印加する構成を示す回路図である。変形例に係る放射線検出器の全体構成を示す図である。（ａ）は放射線検出器の全体構成を示す俯瞰図であり、（ｂ）は放射線検出器がマトリクス状に配列されて構成される検出器モジュールの全体構成を示す俯瞰図であり、（ｃ）はマイクロセルの配列パターンの例を示す平面図である。従来例に係る放射線検出器の全体構成を示す図である。（ａ）は放射線検出器の全体構成を示す俯瞰図であり、（ｂ）は放射線検出器がマトリクス状に配列されて構成される検出器モジュールの全体構成を示す俯瞰図であり、（ｃ）はマイクロセルが配列される光検出器の構成を示す平面図であり、（ｄ）はマイクロセルの構成を示す図である。従来例に係る放射線検出器の構成を示す図である。（ａ）は各マイクロセルに対してバイアス電圧を印加する構成を示す俯瞰図であり、（ｂ）は各マイクロセルに対してバイアス電圧を印加する構成を示す回路図である。

以下、図面を参照してこの発明の実施例１を説明する。

実施例１に係る放射線検出器１は図１（ａ）に示すように、シンチレータ３と光検出器５とが光学的に接合して構成されている。シンチレータ３はＬＹＳＯやＬＦＳなどによって構成されており、入射するγ線との相互作用によってフォトンを多数発生する。光検出器５はシンチレータ３から発生したフォトンを検出して電気信号に変換する。実施例１において、光検出器５は本発明における光検出手段に相当する。

光検出器５の一例としては、受光素子がマトリクス状に配列されて構成されるＳｉＰＭなどが挙げられる。実施例１において、光検出器５としてＳｉＰＭを用いて説明する。図１（ｂ）に示すように、基板６の上に放射線検出器１が一次元方向または二次元方向に多数配列されることにより、検出器モジュール２が構成される。

実施例１に係る放射線検出器１を備えるＰＥＴ装置７の構成については図１（ｃ）に示す通りである。すなわちＰＥＴ装置７は被検体を導入する導入孔９が設けられたガントリ１１を備えている。ガントリ１１の内部には筐体１３が設けられている。筐体１３の内部には、導入孔９を囲むように検出器モジュール２がリング状に配列されている。放射線検出器１の各々と筐体１３とは連結ベース１４によって連結されている。図１（ｃ）において、導入孔９の中心Ｍｏから検出器モジュール２の検出面（ｘｙ平面）へ向かう方向がγ線の入射方向となる。

図１（ｃ）においてリング状に配列されている検出器モジュール２の数は８つであるが、リング構造を形成する検出器モジュール２の数は適宜変更してよい。また放射線検出器１の適用対象となるＰＥＴ装置７としては、通常のＰＥＴ装置の他にＴＯＦ−ＰＥＴやＰＥＴ−ＭＲなど、様々な種類のＰＥＴ装置を用いることができる。

次に、光検出器５の構造について説明する。光検出器５として用いられるＳｉＰＭは図２（ａ）に示すように、マイクロセル１５が二次元マトリクス状に多数配列されている。各々のマイクロセル１５は図２（ｂ）に示すように、ＡＰＤ１７とクエンチング抵抗１９とを備えている。ＡＰＤ１７は光を電気情報に変換する光電変換素子であり、マイクロセル１５に入射するフォトンを検出して電気信号に変換する。マイクロセル１５は本発明における受光素子に相当する。

マイクロセル１５において、ＡＰＤ１７が占めておりフォトンを検出できる領域を受光領域Ｆとする。一方、マイクロセル１５において、受光領域Ｆの周縁部にはフォトン不感性の材料で構成される隔壁が設けられている。このような隔壁が設けられている領域を不感領域Ｎとする。このように実施例１に係る放射線検出器１では１つのシンチレータ３に対して１つの光検出器５が光学的に結合している。そして１つのシンチレータ３において発生するフォトンは、光検出器５に配列されている複数のマイクロセル１５の各々によって電気信号に変換され、γ線検出信号として光検出器５から出力される。

＜実施例１において特徴的な構成＞
ここで実施例１に係る放射線検出器１に特徴的な構成について説明する。放射線検出器１は、１つのシンチレータ３に対して、γ線が入射する時間の情報（タイミング情報）を取得するマイクロセル１５と、入射したγ線のエネルギーに関する情報（エネルギー情報）を取得するマイクロセル１５とを別にする構成を有している。

すなわち図３（ａ）に示すように、光検出器５の検出面にはタイミング情報の取得に用いられるマイクロセル１５ａと、エネルギー情報の取得に用いられるマイクロセル１５ｂとが混在するように配設されている。説明の便宜上、図３以降においてマイクロセル１５ａは受光領域Ｆを網点で示し、マイクロセル１５ｂは受光領域Ｆを斜線で示すことによって両者を区別する。マイクロセル１５ａの各々は本発明における第１受光素子に相当し、マイクロセル１５ｂの各々は本発明における第２受光素子に相当する。

光検出器５の検出面における、マイクロセル１５ａおよびマイクロセル１５ｂの配列パターンは図３（ａ）に示すパターンに限ることはなく、適宜変更してよい。すなわち図３（ｂ）に示すように、光検出器５の中央領域など、適当な位置にマイクロセル１５ａを密集させてもよい。また図３（ｃ）に示すようにマイクロセル１５ａの各々、およびマイクロセル１５ｂの各々を光検出器５のフォトン検出面の全面にわたって分散させる構成であってもよい。

なお光検出器５において、マイクロセル１５ｂの面積の合計は、マイクロセル１５ａの面積の合計の２％〜４０％であることが好ましく、より好ましくは３％〜３０％である。最も好ましい例としては１０％程度である。実施例１においてマイクロセル１５ｂの面積の合計は、マイクロセル１５ａの面積の合計の１０％程度であるものとする。

また放射線検出器１は図４（ａ）および図４（ｂ）に示すように、さらに第１電源２１と、第２電源２３と、第１プリアンプ２５と、第２プリアンプ２７と、コンパレータ２９と、シェーピングアンプ３１とをそれぞれ備えている。第１電源２１および第２電源２３は、バイアス電圧を印加するための電圧供給電源である。第１電源２１はマイクロセル１５ａの各々にバイアス電圧Ｖ１を印加する。第１電源２３はマイクロセル１５ｂの各々にバイアス電圧Ｖ２を印加する。バイアス電圧Ｖ１の高さはバイアス電圧Ｖ２の高さより高くなるように調整される。

第１電源２１は本発明における第１バイアス電圧供給電源に相当する。第２電源２３は本発明における第２バイアス電圧供給電源に相当する。バイアス電圧Ｖ１は本発明における第１バイアス電圧に相当する。バイアス電圧Ｖ２は本発明における第２バイアス電圧に相当する。

第１プリアンプ２５はマイクロセル１５ａに接続されており、マイクロセル１５ａからの出力信号を増幅して電圧に変換する。第２プリアンプ２７はマイクロセル１５ｂの各々に接続されており、マイクロセル１５ｂの各々が出力する信号を増幅して電圧に変換する。コンパレータ２９は第１プリアンプ２５に接続されており、第１プリアンプ２５によって増幅・変換された出力信号に基づいてタイミング情報を出力する。すなわちマイクロセル１５ａにおけるフォトン検出量が所定の閾値を超える時間に基づいて、タイミング情報がコンパレータ２９から出力される。第１プリアンプ２５およびコンパレータ２９は、本発明におけるタイミング情報取得回路に相当する。

シェーピングアンプ３１は第２プリアンプ２７に接続されており、第２プリアンプ２７によって増幅・変換された出力信号に基づいてエネルギー情報を出力する。すなわち第２プリアンプ２７の出力信号をさらに増幅・整形することにより、マイクロセル１５ｂに入射したフォトンのエネルギーに比例した波高のパルスを取得する。シェーピングアンプ３１により取得されるパルスの波高に基づいて、シンチレータ３に入射するγ線のエネルギーの高さに関する情報がエネルギー情報としてシェーピングアンプ３１から出力される。第２プリアンプ２７およびシェーピングアンプ３１は、本発明におけるエネルギー情報取得回路に相当する。

１つのシンチレータ３について得られた、タイミング情報およびエネルギー情報の各々は図示しない同時計数回路に送信される。すなわち同時計数回路には検出器モジュール２の各々に設けられている、シンチレータ３の各々におけるタイミング情報およびエネルギー情報が送信される。また同時計数回路には、タイミング情報およびエネルギー情報を出力するシンチレータ３の位置情報も送信される。同時計数回路はＰＥＴ装置７に設けられている全てのシンチレータ３に係るタイミング情報、エネルギー情報、および位置情報に基づいて、同一の陽電子の対消滅によって発生したγ線電子対の位置情報を検出する。そしてγ線電子対の位置情報に基づいて、放射線薬剤の分布を表示する放射線画像が生成される。

このように、放射線検出器１はタイミング情報の出力に用いるマイクロセル１５ａとエネルギー情報の出力に用いるマイクロセル１５ｂとを備えている。そのためマイクロセル１５ａの各々とマイクロセル１５ｂの各々に対して、それぞれ異なる規格（仕様）に設定できる。すなわちマイクロセル１５ａに対してはタイミング分解能が向上するような所定の仕様に設定し、かつマイクロセル１５ｂに対してはエネルギー分解能が向上するような別の仕様に設定することができる。

実施例１に係る放射線検出器１では、印加するバイアス電圧をそれぞれ異なる高さに設定することにより、タイミング分解能とエネルギー分解能とをいずれも向上するように構成されている。すなわち１つのシンチレータ３に光学結合している複数のマイクロセル１５のうち、タイミング情報の取得に用いるマイクロセル１５ａの各々には第１電源２１によって、比較的高電圧であるバイアス電圧Ｖ１が印加される。一方でエネルギー情報の取得に用いるマイクロセル１５ｂの各々には第２電源２３によって、比較的低電圧であるバイアス電圧Ｖ２が印加される。

バイアス電圧の高さを上昇させる場合、フォトンの検出効率（ＰＤＥ）が上昇するのでフォトン検出量が所定の閾値を超えるまでの時間の揺らぎは小さくなる。従って、高電圧のバイアス電圧Ｖ１をマイクロセル１５ａに印加させることにより、マイクロセル１５ａによって取得されるタイミング分解能が向上する。

一方でＰＤＥを上昇させた場合、同一のマイクロセル１５が同時にフォトンを検出する確率が上昇するのでマイクロセルの出力に基づいて得られるエネルギー分解能は低下する。しかしマイクロセル１５ａはシンチレータ３においてタイミング情報の取得に専ら用いるマイクロセルである。そのためマイクロセル１５ａにおけるＰＤＥが上昇しても、シンチレータ３におけるエネルギー分解能は低下しない。従って、高電圧のバイアス電圧Ｖ１をマイクロセル１５ａに印加することにより、シンチレータ３においてタイミング分解能の向上という有利な効果のみを享受できる。

一方、バイアス電圧の高さを低下させる場合、フォトンの検出効率が低下するので同一のマイクロセルにおいて２個以上のフォトンが同時に検出される確率を低減できる。従って、低電圧のバイアス電圧Ｖ２をマイクロセル１５ｂに印加することにより、マイクロセル１５ｂによって取得されるエネルギー分解能が向上する。

なおＰＤＥの低下によりマイクロセルの出力に基づいて得られるタイミング分解能は低下する。しかしマイクロセル１５ｂはシンチレータ３において、エネルギー情報の取得に専ら用いるマイクロセルである。そのためマイクロセル１５ｂにおけるＰＤＥが低下しても、シンチレータ３におけるタイミング分解能は低下しない。従って、比較的低電圧のバイアス電圧Ｖ２をマイクロセル１５ｂへ印加させることにより、シンチレータ３においてエネルギー分解能の向上という有利な効果のみを享受できる。

このように、実施例１ではタイミング情報取得用のマイクロセル１５ａに対してはＰＤＥを比較的高くするような仕様に設定し、エネルギー情報取得用のマイクロセル１５ｂに対してはＰＤＥを比較的低くするような別の仕様に設定する。具体的にはマイクロセル１５ａとマイクロセル１５ｂとでバイアス電圧（供給電圧）の高さを変えることにより、タイミング分解能を向上させつつエネルギー分解能を向上させることが可能となる。

＜実施例１の構成による効果＞
実施例１に係る放射線検出器１では、シンチレータ３と光検出器５とが１対１で光学結合している。そして光検出器５にはタイミング情報の取得に用いられるマイクロセル１５ａとエネルギー情報の取得に用いられるマイクロセル１５ｂとが設けられている。

従来の放射線検出器では図１１（ａ）および図１１（ｂ）に示すように、マイクロセル１０７の各々から出力された電気信号は、コンパレータ１１５およびシェーピングアンプ１１７へ並列に送信される。そしてコンパレータ１１５の出力に基づいてタイミング情報が取得され、シェーピングアンプ１１７の出力に基づいてエネルギー情報が取得される。すなわち光検出器１０５に設けられているマイクロセル１０７は、いずれもタイミング情報の取得とエネルギー情報の取得との両方に兼用される。

そのため従来の放射線検出器１０１において、高いタイミング分解能と高いエネルギー分解能とを両立することが困難となる。すなわちタイミング情報の精度を向上すべく、全てのマイクロセル１０７へ印加するバイアス電圧Ｖを高くすると、フォトン検出効率（ＰＤＥ）が上昇する。その結果、同一のマイクロセル１０７が同時に２以上のフォトンを検出する確率が上昇するのでエネルギー情報の精度が低下する。一方でエネルギー情報の精度を向上すべく、全てのマイクロセル１０７へ印加するバイアス電圧Ｖを低くすると、フォトン検出効率が低下する。その結果、フォトン検出量が所定の閾値を超える時間の揺らぎが大きくなるのでタイミング情報の精度が低下する。

そこで実施例１に係る放射線検出器１では、光検出器５に設けられる複数のマイクロセル１５のうち、一部はタイミング情報の取得に専ら用いられるマイクロセル１５ａとする。そして他の一部はエネルギー情報の取得に専ら用いられるマイクロセル１５ｂとする。このように放射線検出器１では１つのシンチレータ３に対して、タイミング情報取得専用のマイクロセル１５ａとエネルギー情報取得専用のマイクロセル１５ｂとがそれぞれ１つ以上光学結合している。

そしてマイクロセル１５ａには比較的高電圧のバイアス電圧Ｖ１を印加する第１電源２１が接続され、マイクロセル１５ｂには比較的低電圧のバイアス電圧Ｖ２を印加する第２電源２３が接続されている。そのため放射線検出器１では、マイクロセル１５ａおよびマイクロセル１５ｂの各々に対して、それぞれ高さの異なるバイアス電圧を印加することができる。

タイミング情報取得専用のマイクロセル１５ａに高電圧のバイアス電圧Ｖ１を印加することにより、エネルギー分解能の低下を回避しつつタイミング情報の精度を向上できる。そしてエネルギー情報取得専用のマイクロセル１５ｂに低電圧のバイアス電圧Ｖ２を印加することにより、タイミング分解能の低下を回避しつつエネルギー情報の精度を向上できる。その結果、放射線検出器１における、タイミング分解能およびエネルギー分解能をいずれも向上させることが可能となる。

近年ではシンチレータ３として、ＬＹＳＯやＬＦＳなどのルテチウム系（Ｌｕ系）の材料が用いられている。このようなＬｕ系シンチレータは従来用いられていたＢＧＯなどのビスマス系シンチレータと比べて発光量が約１０倍程度大きい。ここで発明者による検討の結果、発光量が大きく異なるにも関わらず、Ｌｕ系シンチレータとビスマス系シンチレータとはいずれもエネルギー分解能に差はなく、１５％程度であった。

すなわち全マイクロセルのうち、エネルギー情報の取得に寄与するマイクロセルを、タイミング情報の取得に寄与するマイクロセルの１０％程度とする場合、放射線検出器のエネルギー分解能を維持しつつタイミング分解能を向上できることとなる。そしてさらなる鋭意検討の結果、エネルギー情報の取得に寄与するマイクロセル１５ｂが、タイミング情報の取得に寄与するマイクロセル１５ａの２％〜４０％程度である場合に本発明の効果を好適に奏することが判明した。

このように、１つのシンチレータ３に対して１つ以上のマイクロセル１５ａと１つ以上のマイクロセル１５ｂとがそれぞれ光学結合する構成により、シンチレータ３に入射するγ線についてのタイミング情報およびエネルギー情報は、いずれも精度を向上できる。そしてシンチレータ３および光検出器５からなる放射線検出器１を用いることにより、γ線について高いタイミング分解能および高いエネルギー分解能が両立したＰＥＴ装置７を実現できる。その結果、放射線薬剤の分布について、より精度の高い放射線画像を取得できるので、被検体Ｍに対してより精密な診断を行うことができる。

また近年では特にタイミング情報について高い分解能を有するＴＯＦ型のＰＥＴ装置（ＴＯＦ−ＰＥＴ）を実現する要請が強くなっている。そこで実施例１に係る放射線検出器１をＴＯＦ−ＰＥＴに適用することにより、高分解能のエネルギー情報を取得しつつ、タイミング分解能をも向上させるＴＯＦ−ＰＥＴを実現できる。

次に、図面を参照してこの発明の実施例２を説明する。実施例２に係る放射線検出器１Ａの全体構成は、実施例に係る放射線検出器１の構成と共通する。すなわち放射線検出器１Ａは放射線検出器１と同様に、１つのシンチレータ３に対して１つの光検出器５Ａが光学的に結合する構成を有している（図１（ａ）参照）。

但し実施例１に係る光検出器５では、各々のマイクロセル１５における受光領域Ｆの面積はいずれも同じである。一方で実施例２に係る光検出器５Ａは、マイクロセル１５ａの各々における受光領域Ｆがマイクロセル１５ｂの各々における受光領域Ｆより広いという点で実施例１と相違する。すなわち光検出器５Ａは図５（ａ）に示すように、マイクロセル１５ａのピッチ長さＴ１がマイクロセル１５ｂのピッチ長さＴ２より長くなるように構成される。

マイクロセル１５のピッチ長さを長くすることにより、隣接する受光領域Ｆ同士の間に形成される不感領域Ｎ（隔壁）の占める面積が小さくなる。その結果、光検出器５Ａにおいて、１つのマイクロセル１５ａにおける単位面積当たりの受光領域Ｆの面積は、１つのマイクロセル１５ｂにおける単位面積当たりの受光領域Ｆの面積より広くなる。

すなわち実施例１では印加するバイアス電圧の高さを変えることによって、タイミング情報の取得に用いるマイクロセル１５ａの仕様と、エネルギー情報の取得に用いるマイクロセル１５ｂの仕様とを相違させる。一方で実施例２では単位面積当たりにおける受光領域Ｆの面積を変えることによって、マイクロセル１５ａの仕様とマイクロセル１５ｂの仕様とを相違させる。

タイミング情報取得専用のマイクロセル１５ａは単位面積当たりにおける受光領域Ｆの面積が比較的広いので、フォトンの検出効率はより高くなる。その結果、マイクロセル１５ａの出力に基づいて、より分解能の高いタイミング情報を取得できる。一方でエネルギー情報取得専用のマイクロセル１５ｂは単位面積当たりにおける受光領域Ｆの面積が比較的狭いので、フォトンの検出効率はより低くなるが入射フォトン数と出力とのリニアリティが好適に維持される。その結果、マイクロセル１５ｂの出力に基づいて、より分解能の高いエネルギー情報を取得できる。

さらにマイクロセル１５ｂのピッチ長さＴ２を比較的短くすることにより、単位面積当たりにおけるマイクロセル１５ｂの数（ピクセル数）が多くなる。ピクセル数の増加によって、同一のマイクロセル１５ｂが同時に２個以上のフォトンを検出する事態をより確実に回避できるので、エネルギー分解能をより向上できる。

このように、実施例２に係る放射線検出器１Ａではマイクロセル１５における、単位面積当たりの受光領域Ｆの面積について、マイクロセル１５ａは比較的広く設定する一方、マイクロセル１５ｂは比較的狭く設定する。このような構成によって実施例１と同様に、マイクロセル１５ａに対してはタイミング情報の精度を向上させるような所定の仕様に設定しつつ、マイクロセル１５ｂに対してはエネルギー情報の精度を向上させるような別の仕様に設定することができる。

なお実施例１と同様に実施例２においてもマイクロセル１５ａとマイクロセル１５ｂとの配列パターンは適宜変更できる。すなわち図５（ｂ）に示すようにマイクロセル１５ａの配列を密集するように設定してもよく、図５（ｃ）に示すように分散してもよい。また受光領域Ｆの形状は矩形に限ることはなく、図５（ｃ）に示すマイクロセル１５ｂのように受光領域Ｆの形状を鉤状などに適宜変更してもよい。

実施例２では単位面積当たりの受光領域の面積を変えることによってマイクロセル１５ａの仕様とマイクロセル１５ｂの仕様とをそれぞれ異なる仕様に設定する。そのため図６（ａ）および図６（ｂ）に示すように、マイクロセル１５ａおよびマイクロセル１５ｂの各々に対して単一の電源２２から同じバイアス電圧Ｖを印加する構成であっても、タイミング分解能とエネルギー分解能とをいずれも向上ざせることができる。従って、放射線検出器ごとに複数の電源を用意する必要がない。またマイクロセル１５ａの各々とマイクロセル１５ｂの各々とに対してそれぞれ別の電源と接続するように回路を変更させる作業を行う必要がないので、本発明に係る効果を奏する放射線検出器の製造コストをより低減できる。

但し実施例２に係る放射線検出器１Ａは図６に示す構造に限ることはなく、図４に示すように第１電源２１および第２電源を備える構造であってもよい。すなわちマイクロセル１５の受光領域の面積を変えつつ、第１電源２１によって高電圧のバイアス電圧Ｖ１をマイクロセル１５ａに印加し、第１電源２１によって高電圧のバイアス電圧Ｖ１をマイクロセル１５ａに印加する構成であってもよい。この場合、マイクロセル１５ａは受光領域の面積が広く、かつバイアス電圧が高いので、相乗効果によってタイミング分解能をより向上できる。一方でマイクロセル１５ｂは受光領域の面積が狭く、かつバイアス電圧が低いので、相乗効果によってエネルギー分解能をより向上できる。

次に、図面を参照してこの発明の実施例３を説明する。実施例１および実施例２では１つのシンチレータ３に対して１つの光検出器５が光学的に結合することによって放射線検出器１が構成される。これに対し、実施例３に係る放射線検出器１Ｂは図７（ａ）に示すように、１つのシンチレータ３に対して複数の光検出器５が光学的に結合する構成を有している。そして放射線検出器１Ｂが一次元マトリクス状または二次元マトリクス状に配列することによって検出器モジュール２が構成される。

実施例３では１つのシンチレータ３に対して２つの光検出器５が光学的に結合しているものとする。図７（ｂ）に示すように、２つの光検出器５について一方を光検出器５Ｌとし、他方を光検出器５Ｒとする。光検出器５Ｌにはタイミング情報の取得に用いるマイクロセル１５ａがマトリクス状に配設されており、光検出器５Ｒにはエネルギー情報の取得に用いるマイクロセル１５ｂがマトリクス状に配設されている。実施例３において光検出器５Ｌは本発明における第１光検出手段に相当し、光検出器５Ｒは本発明における第２光検出手段に相当する。

放射線検出器１Ｂは図８（ａ）および図８（ｂ）に示すように、実施例１と同様に第１電源２１と第２電源２３とを備えている。第１電源２１はマイクロセル１５ａの各々に対して比較的高電圧のバイアス電圧Ｖ１を印加し、第２電源２３はマイクロセル１５ｂの各々に対して比較的低電圧のバイアス電圧Ｖ２を印加する。この場合、マイクロセル１５ａは高電圧のバイアス電圧Ｖ１によってフォトン検出効率が上昇するのでタイミング分解能が向上する。

一方、マイクロセル１５ｂは低電圧のバイアス電圧Ｖ２によってフォトン検出効率が低下するのでエネルギー分解能が向上する。印加するバイアス電圧を変えることによって、マイクロセル１５ａに対してはタイミング情報の取得に有利となる所定の仕様に設定しつつ、マイクロセル１５ｂに対してはエネルギー情報の取得に有利となる別の仕様に設定することができる。従って、放射線検出器１Ｂの各々について得られるタイミング分解能とエネルギー分解能について、いずれも向上させることが可能となる。

また実施例３では１つのシンチレータ３に対して複数の光検出器５が光学的に結合しており、各々の光検出器５にはマイクロセル１５ａまたはマイクロセル１５ｂのいずれか一方がマトリクス状に配設されている。このような構成では、各々の光検出器５に対して第１電源２１または第２電源２３のいずれか一方を接続することとなる。すなわち１つの光検出器５に対して複数の電源を接続する必要がないので、回路の設計が比較的容易となる。

また、各々の光検出器５にはマイクロセル１５ａまたはマイクロセル１５ｂのいずれか一方がマトリクス状に配設されている。そのためタイミング情報の取得に有利となる仕様となっている既存の光検出器を光検出器５Ｌとして、エネルギー情報の取得に有利となる別の仕様となっている既存の光検出器を光検出器５Ｒとしてそれぞれ流用できる。すなわちマイクロセル１５ａとマイクロセル１５ｂの両方を備える光検出器を新たに製造する必要がないので、本発明に係る放射線検出器をより容易に製造することが可能となる。

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、マイクロセル１５ａの仕様とマイクロセル１５ｂの仕様とを差別化する手段として、バイアス電圧の高さを変更する方法（実施例１）と単位面積あたりにおける受光領域Ｆの面積を変更する方法（実施例２）とを例にとって説明した。しかし仕様を差別化する手段はこれに限ることはなく、変更の対象としてはマイクロセル１５のゲイン、クエンチング抵抗１９の抵抗値、半導体製造プロセスに依存するＳｉＰＭ５自体の容量値、フォトン検出効率、単位面積あたりにおけるマイクロセルの数（ピクセル数）、クロストーク確率、ダークカウントなどが挙げられる。

一般的にゲインを高く、フォトン検出効率を高く、ピクセル数を少なく、クロストーク確率を低く、またはダークカウントを低く設定する場合、タイミング分解能が向上する一方でエネルギー分解能は低下する。一方でゲインを低く、フォトン検出効率を低く、ピクセル数を多く、クロストーク確率を高く、またはダークカウントを高く設定する場合、エネルギー分解能が向上する一方でタイミング分解能は低下する。

そこで一例としてゲインを用いて仕様を差別化する場合、タイミング情報取得専用のマイクロセル１５ａとしては比較的ゲインの高いマイクロセルを用い、エネルギー情報取得専用のマイクロセル１５ｂとしては比較的ゲインの低いマイクロセルを用いる。このような構成であっても同一のシンチレータ３に光学的に結合しているマイクロセル群のうち、ゲインの高いマイクロセル１５ａの出力に基づいて、分解能が向上したタイミング情報を取得できる。一方でゲインの低いマイクロセル１５ｂの出力に基づいて、分解能が向上したエネルギー情報を取得できる。その結果、放射線検出器において、タイミング情報の精度を向上させつつ、エネルギー情報の精度をも向上させることが可能となる。

（２）上述した各実施例では、１つのシンチレータ３に対して１または２以上の光検出器５が光学結合している構成を例にとって説明したが、図９（ａ）に示すように複数のシンチレータ３が１つの光検出器５に光学結合することによって放射線検出器１Ｃが構成されてもよい。このような（２）に係る変形例において、放射線検出器１Ｃによって構成される検出器モジュール２Ｃは、図９（ｂ）に示すような構成となる。（２）に係る変形例に係る放射線検出器１Ｃは、４つのシンチレータ３ａ〜３ｄが１つの光検出器５と光学的に結合する構成を有しているものとする。

このような変形例において、各々のシンチレータ３に対して、タイミング情報の取得に用いるマイクロセル１５ａと、エネルギー情報の取得に用いるマイクロセル１５ｂとがそれぞれ少なくとも１個以上光学結合していればよい。すなわち光検出器５において、シンチレータ３ａ〜３ｄの各々が光学的に結合している領域をそれぞれＰａ〜Ｐｄとする（図９（ｂ）参照）。領域Ｐａ〜Ｐｄの各々におけるマイクロセル１５のうち、マイクロセル１５ａ（図９（ｂ）、網点を参照）とマイクロセル１５ｂ（図９（ｂ）、斜線を参照）とがそれぞれ１つ以上含まれていればよい。

そしてマイクロセル１５ａについてはタイミング情報の取得に有利となるような仕様に設定し、エネルギー情報の取得に有利となるような別の仕様に設定する。このような構成により、シンチレータ３ａ〜３ｄの各々に入射するγ線の各々について、分解能がより向上したタイミング情報と、分解能がより向上したエネルギー情報とを取得できる。従って、複数のシンチレータが１つの光検出器に光学結合して構成される放射線検出器であっても、タイミング情報とエネルギー情報の両方について分解能を向上させることができる。

（３）上述した実施例３では、光検出器５Ｌにバイアス電圧Ｖ１を印加して光検出器５Ｒにバイアス電圧Ｖ２を印加することによってマイクロセル１５ａの仕様とマイクロセル１５ｂの仕様とを差別化しているがこれに限られない。すなわち図８（ｃ）に示すように、光検出器５Ｌに設けられているマイクロセル１５ａのピッチ長さＴ１を、光検出器５Ｒに設けられているマイクロセル１５ｂのピッチ長さＴ２より長くしてもよい。

ピッチ長さを変更することにより、マイクロセル１５ａにおける単位面積あたりの受光領域Ｆの面積が、マイクロセル１５ｂにおける単位面積あたりの受光領域Ｆの面積より広くなる。このように実施例２と同様に、実施例３においても単位面積あたりにおける受光領域の面積を変える構成を適用することによって、マイクロセル１５ａの仕様とマイクロセル１５ｂの仕様とを差別化できる。

このような（３）に係る変形例では光検出器５ごとにマイクロセルのピッチ長さを変える構成となっている。すなわち、一例としてマイクロセルのピッチ長さが比較的長い仕様のＳｉＰＭを光検出器５Ｌとして用い、マイクロセルのピッチ長さが比較的短い仕様のＳｉＰＭを光検出器５Ｒとして用いることにより、実施例２と同様の構成を実現できる。この場合、既存のＳｉＰＭなどを組み合わせることによってタイミング情報とエネルギー情報の両方について分解能を向上できるので、本発明に係る放射線検出器の製造が比較的容易となる。

なお実施例３に係る構成については、１つのシンチレータ３に光学結合する光検出器ごとにゲインやフォトン検出効率など、他の仕様を変えてもよい。また１つのシンチレータ３に対して少なくとも１つのマイクロセル１５ａと少なくとも１つのマイクロセル１５ｂとが光学結合する構成であれば、光検出器５Ｌおよび光検出器５Ｒの各々にマイクロセル１５ａとマイクロセル１５ｂとが混在している構成であってもよい。

（４）上述した各実施例では、シンチレータ３と光検出器５とが直接結合している構成となっているがこれに限ることはない。すなわちシンチレータ３と光検出器５との間に光を伝送するライトガイドを設け、シンチレータ３と光検出器５とが間接的に光学結合している構成であってもよい。

１ …放射線検出器
２ …検出器モジュール
３ …シンチレータ
５ …光検出器
７ …ＰＥＴ装置
１５ …マイクロセル（受光素子）
１７ …ＡＰＤ
１９ …クエンチング抵抗
２１ …第１電源（第１バイアス電圧供給電源）
２３ …第２電源（第２バイアス電圧供給電源）
２５ …第１プリアンプ
２７ …第２プリアンプ
２９ …コンパレータ
３１ …シェーピングアンプ

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、本発明に係る放射線検出器は、入射した放射線を検出して発光する少なくとも１つのシンチレータと、前記シンチレータから発光された光を電気信号に変換させる、第１受光素子および第２受光素子の各々がマトリクス状に配設され、前記シンチレータと光学的に結合される少なくとも１つの光検出手段と、前記第１受光素子が変換した電気信号に基づいて、前記シンチレータに前記放射線が入射する時間に関する情報であるタイミング情報を取得するタイミング情報取得回路と、前記第２受光素子が変換した電気信号に基づいて、前記シンチレータに入射した前記放射線のエネルギーに関する情報であるエネルギー情報を取得するエネルギー情報取得回路と、前記第１受光素子に対して第１バイアス電圧を印加する第１バイアス電圧供給電源と、前記第２受光素子に対して、前記第１バイアス電圧より低い第２バイアス電圧を印加する第２バイアス電圧供給電源とを備え、前記シンチレータの各々は、少なくとも１つの前記第１受光素子および少なくとも１つの前記第２受光素子の各々と光学的に結合していることを特徴とするものである。

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ってもよい。
すなわち、本発明に係る放射線検出器は、入射した放射線を検出して発光する少なくとも１つのシンチレータと、前記シンチレータから発光された光を電気信号に変換させる、第１受光素子がマトリクス状に配設され、前記シンチレータと光学的に結合される少なくとも１つの第１光検出手段と、前記シンチレータから発光された光を電気信号に変換させる、第２受光素子がマトリクス状に配設され、前記シンチレータと光学的に結合される少なくとも１つの第２光検出手段と、前記第１受光素子が変換した電気信号に基づいて、前記シンチレータに前記放射線が入射する時間に関する情報であるタイミング情報を取得するタイミング情報取得回路と、前記第２受光素子が変換した電気信号に基づいて、前記シンチレータに入射した前記放射線のエネルギーに関する情報であるエネルギー情報を取得するエネルギー情報取得回路と、前記第１受光素子に対して第１バイアス電圧を印加する第１バイアス電圧供給電源と、前記第２受光素子に対して、前記第１バイアス電圧より低い第２バイアス電圧を印加する第２バイアス電圧供給電源とを備え、前記シンチレータの各々は、少なくとも１つの前記第１受光素子および少なくとも１つの前記第２受光素子の各々と光学的に結合していることを特徴とする。

Claims

入射した放射線を検出して発光する少なくとも１つのシンチレータと、
前記シンチレータから発光された光を電気信号に変換させる、第１受光素子および第２受光素子の各々がマトリクス状に配設され、前記シンチレータと光学的に結合される少なくとも１つの光検出手段と、
前記第１受光素子が変換した電気信号に基づいて、前記シンチレータに前記放射線が入射する時間に関する情報であるタイミング情報を取得するタイミング情報取得回路と、
前記第２受光素子が変換した電気信号に基づいて、前記シンチレータに入射した前記放射線のエネルギーに関する情報であるエネルギー情報を取得するエネルギー情報取得回路とを備え、
前記シンチレータの各々は、少なくとも１つの前記第１受光素子および少なくとも１つの前記第２受光素子の各々と光学的に結合していることを特徴とする放射線検出器。
入射した放射線を検出して発光する少なくとも１つのシンチレータと、
前記シンチレータから発光された光を電気信号に変換させる、第１受光素子がマトリクス状に配設され、前記シンチレータと光学的に結合される少なくとも１つの第１光検出手段と、
前記シンチレータから発光された光を電気信号に変換させる、第２受光素子がマトリクス状に配設され、前記シンチレータと光学的に結合される少なくとも１つの第２光検出手段と、
前記第１受光素子が変換した電気信号に基づいて、前記シンチレータに前記放射線が入射する時間に関する情報であるタイミング情報を取得するタイミング情報取得回路と、
前記第２受光素子が変換した電気信号に基づいて、前記シンチレータに入射した前記放射線のエネルギーに関する情報であるエネルギー情報を取得するエネルギー情報取得回路とを備え、
前記シンチレータの各々は、少なくとも１つの前記第１受光素子および少なくとも１つの前記第２受光素子の各々と光学的に結合していることを特徴とする放射線検出器。
請求項１または請求項２に記載の放射線検出器において、
前記第１受光素子に対して第１バイアス電圧を印加する第１バイアス電圧供給電源と、
前記第２受光素子に対して、前記第１バイアス電圧より低い第２バイアス電圧を印加する第２バイアス電圧供給電源とを備える放射線検出器。
請求項１ないし請求項３のいずれかに記載の放射線検出器において、
前記第１受光素子の単位面積あたりにおける受光可能領域の面積は、前記第２受光素子の単位面積あたりにおける受光可能領域の面積より広くなるように構成される放射線検出器。
請求項１ないし請求項４のいずれかに記載の放射線検出器において、
前記光検出手段の光検出面における前記第２受光素子の面積は、前記光検出手段の光検出面における前記第１受光素子の面積の２％〜４０％である放射線検出器。
請求項１ないし請求項５のいずれかに記載の放射線検出器が、一次元方向または二次元方向に複数配列されて構成される検出器モジュール。