WO2015114740A1 - 放射線検出器 - Google Patents

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WO2015114740A1
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fluorescence
radiation detector
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誠之 中澤
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株式会社島津製作所
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    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/20—Measuring radiation intensity with scintillation detectors
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    • G01T1/20185—Coupling means between the photodiode and the scintillator, e.g. optical couplings using adhesives with wavelength-shifting fibres

Definitions

  • the present invention relates to a radiation detector that detects radiation through fluorescence, and more particularly, to a radiation detector that can identify an incident position of fluorescence.
  • a conventional positron emission tomography apparatus for imaging the distribution of radiopharmaceuticals will be described.
  • a conventional PET apparatus is provided with a detector ring in which radiation detectors for detecting radiation are arranged in an annular shape. This detector ring detects a pair of ⁇ -rays (an annihilation radiation pair) emitted from the radiopharmaceutical in the subject and in opposite directions.
  • the radiation detector 51 includes a scintillator 52 in which scintillator crystals are arranged two-dimensionally, a photodetector 53 that detects fluorescence emitted from ⁇ rays absorbed by the scintillator 52, And a position calculation unit 54 for specifying the generation position.
  • the photodetector 53 has a detection surface in which detection elements are arranged in a matrix. And the detection surface of the photodetector 53 and one surface of the scintillator 52 are optically connected (for example, refer patent document 1).
  • the radiation incident on the scintillator 52 is converted into a large number of photons and travels toward the photodetector 53. At this time, the photons travel through the scintillator 52 while spatially spreading and enter the detection surfaces of the photodetectors 53 arranged in a matrix. That is, a large number of photons due to fluorescence are simultaneously distributed to and detected by a plurality of detection elements.
  • the radiation detector 51 is configured to know where the fluorescence is emitted from the scintillator 2 using the fluorescence detection data captured by the plurality of detection elements. That is, the radiation detector 51 obtains the position of the center of gravity of the fluorescent light flux on the detection surface by a plurality of detection elements.
  • the position of the center of gravity means the position where fluorescence is generated. This position data is used when mapping the radiopharmaceutical of the subject.
  • a method by which the conventional radiation detector 51 calculates the center of fluorescence is described.
  • the detection surface of the photodetector 53 is composed of 2 ⁇ 2 detection elements as shown in FIG.
  • the fluorescence detection signals output from the detection elements a1... A4 are denoted by A1.
  • A1... A4 indicates the intensity of the fluorescence detected by each detection element a1.
  • the conventional radiation detector 51 calculates the center of gravity of the fluorescence based on such a principle, and distinguishes which of the scintillator crystals constituting the scintillator 52 emitted the fluorescence.
  • the photodetector 53 detects the detection data Xa, Xb, Ya. Yb is sent to the position calculation unit 54.
  • the position calculation unit 54 calculates X and Y, which are fluorescence generation positions in the radiation detector 51, based on the above-described equations (1) and (2).
  • the conventional radiation detector has the following problems. That is, the conventional radiation detector has a problem that the circuit is complicated.
  • detection data Xa, Xb, Ya, Yb is generated for one fluorescence and simultaneously sent to the position calculation unit 54. Therefore, a dedicated line is provided for each of the detection data Xa, Xb, Ya, Yb between the photodetector 53 and the position calculation unit 54.
  • the detection data output from the photodetector 53 is analog data.
  • these detection data must be converted into digital data. Since the detection data Xa, Xb, Ya, Yb are sent from the photodetector 53 at the same time, it is necessary to digitize each detection data at the same time.
  • an A / D conversion circuit is required for each detection data as shown in FIG.
  • Symbol ENG in FIG. 9 is analog data indicating the intensity of fluorescence. Since this analog data is also sent from the photodetector 53 simultaneously with the detection data Xa, Xb, Ya, Yb, an A / D conversion circuit is also required for this analog data.
  • a / D conversion circuit is a complicated circuit. According to the conventional configuration, a plurality of such complex A / D conversion circuits (five in the example of FIG. 9) are required. In some PET apparatuses, for example, 100 radiation detectors 51 may need to be arranged, and the number of A / D conversion circuits included in the PET apparatus is considerable. Such a situation is undesirable from the viewpoint of miniaturization and cost reduction of the PET apparatus.
  • the A / D conversion circuit requires a large amount of power for operation. Therefore, a PET apparatus having many A / D conversion circuits is not desirable from the viewpoint of suppressing power consumption.
  • the detection data Xa, Xb, Ya, Yb are simultaneously output from the photodetector 53, a plurality of A / D conversion circuits must be operated at the same time.
  • the power consumption of the radiation detector 51 suddenly increases.
  • Such a change in power consumption hinders stable operation of the A / D conversion circuit, and the digital data relating to the output does not become a correct value.
  • Such disturbance of digital data is also caused by a clock signal supplied to the A / D conversion circuit.
  • the clock signal is absolutely necessary when a plurality of A / D conversion circuits are driven in synchronism, and this signal cannot be omitted.
  • the present invention has been made in view of such circumstances, and an object of the present invention is to reduce the number of A / D conversion circuits so as to reduce the number of A / D conversion circuits and to provide a radiation detector that performs accurate operation with low power consumption. It is to provide.
  • the radiation detector according to the present invention includes a scintillator that converts radiation into fluorescence, a photodetector that outputs a plurality of analog signals indicating the fluorescence generation position of the scintillator and an analog signal indicating the intensity of the fluorescence, A / D conversion circuit that converts each analog signal into a digital signal, and output from the photodetector at the same time by extending the time until the analog signal output from the photodetector is input to the A / D conversion circuit
  • Signal delay means for sequentially inputting each analog signal to the A / D conversion circuit, and position calculation means for calculating where in the scintillator fluorescence is generated based on each of the digital signals.
  • the radiation detector of the present invention it is possible to provide a radiation detector that is compact, consumes less power, and operates accurately by suppressing the number of A / D conversion circuits. That is, the present invention extends the time until the analog signal output from the photodetector is input to the A / D conversion circuit, thereby sequentially converting the analog signals output from the photodetector in order to A / D. It is configured to be input to the D conversion circuit. In this way, all analog signals output from the photodetector can be digitized by a single A / D conversion circuit.
  • the radiation detector it is not necessary to provide the radiation detector with a plurality of A / D conversion circuits, so that power consumption can be suppressed and noise can be reduced accordingly. Further, according to the radiation detector according to the present invention, the clock signal for synchronizing the A / D conversion circuit is not necessary, so that noise derived from the clock signal does not occur.
  • the A / D conversion circuit sets the signal intensity during which tailing that the signal intensity does not gradually change as the attenuation of the input analog signal progresses is set as the baseline to the next digitization. It is more desirable to perform the operation.
  • the signal delay means does not operate for analog signals that are first input to the A / D conversion circuit among the analog signals that are simultaneously output by the photodetector that detects fluorescence. desirable.
  • the signal delay means does not delay the signal for the analog signal that is first input to the A / D conversion circuit, it is possible to provide a radiation detector that does not delay as much as possible and has a good response.
  • the signal delay means shift the timing at which each analog signal is input to the A / D conversion circuit by delaying each analog signal by a predetermined time.
  • the signal delay means delays each analog signal by a predetermined time. If the predetermined time is determined in this way, it is not necessary to set the delay time individually for each analog signal.
  • the present invention it is possible to provide a radiation detector that is compact, consumes less power, and operates accurately by suppressing the number of A / D conversion circuits. That is, the present invention extends the time until the analog signal output from the photodetector is input to the A / D conversion circuit, thereby sequentially converting the analog signals output from the photodetector in order to A / D. It is configured to be input to the D conversion circuit. In this way, all analog signals output from the photodetector can be digitized by a single A / D conversion circuit.
  • FIG. 1 is a functional block diagram illustrating an overall configuration of a radiation detector according to Embodiment 1.
  • FIG. FIG. 3 is a plan view illustrating the configuration of the photodetector according to the first embodiment.
  • 4 is a time course illustrating an analog signal according to the first embodiment. It is a time course explaining a mode that the analog signal which concerns on Example 1 is emitted simultaneously. It is a time course explaining a mode that each of the analog signal which concerns on Example 1 is delayed by a different space
  • 3 is a time course for explaining the pileup of fluorescence according to Example 1.
  • FIG. 1 is a functional block diagram illustrating an overall configuration of a radiation detector according to Embodiment 1.
  • FIG. 3 is a plan view illustrating the configuration of the photodetector according to the first embodiment.
  • 4 is a time course illustrating an analog signal
  • FIG. 3 is a time course for explaining the resetting of the baseline of the A / D conversion circuit according to the first embodiment. It is a schematic diagram explaining the radiation detector which concerns on a conventional structure. It is a schematic diagram explaining the radiation detector which concerns on a conventional structure.
  • the radiation detector 1 is provided with a scintillator 2 configured by arranging scintillator crystals C vertically and horizontally, and a lower surface of the scintillator 2, and detects fluorescence emitted from the scintillator 2.
  • positioned in the position interposed between the scintillator 2 and the light detector 3 are provided.
  • Each of the scintillator crystals C is composed of Lu 2 (1-X) Y 2X SiO 5 (hereinafter referred to as LYSO ) in which Ce is diffused. When radiation enters the scintillator 2, the radiation is converted into fluorescence.
  • the photodetector 3 outputs an analog signal necessary for discriminating the position of incident fluorescence with respect to x and y. More specifically, the photodetector 3 has a detection surface 3b in which detection elements 3a are arranged in a matrix of, for example, 8 ⁇ 8, and the detection surface 3b is optically connected to the scintillator 2. Yes. When fluorescence is generated, each of the detection elements 3a detects fluorescence. The photodetector 3 outputs analog signals Xa, Xb, Ya, Yb indicating the generation position of the fluorescence and an analog signal ENG indicating the intensity of the fluorescence based on the fluorescence detection result of the detection element 3a.
  • the analog signal output from the photodetector 3 will be described.
  • the center point of the detection surface 3b is set as the origin, and the fluorescence generation position is indicated on the basis of this.
  • the left region as viewed from the origin is designated as RXa, and the right region as seen from the origin is designated as RXb.
  • the upper region viewed from the origin is designated as RYa, and the lower region seen from the origin is designated as RYb.
  • the photodetector 3 obtains a total value by summing the fluorescence detection intensities output from the detection element 3a for the four regions of the region RXa, the region RXb, the region RYa, and the region RYb while performing a predetermined weighting calculation. This total value will be referred to as analog signals Xa, Xb, Ya, Yb.
  • the photodetector 3 also outputs an analog signal ENG indicating the fluorescence intensity in addition to the above-described analog signal relating to the fluorescence generation position. Since this analog signal ENG is a result of fluorescence detection on the entire detection surface 3b, it does not have information on the position where fluorescence is generated. Instead, the analog signal ENG has information about the energy of the radiation associated with the fluorescence.
  • the light guide 4 is provided to guide the fluorescence generated in the scintillator 2 to the photodetector 3. Therefore, the light guide 4 is optically coupled to the scintillator 2 and the photodetector 3.
  • FIG. 3 conceptually shows the digitization process for the analog signal Xa.
  • the analog signal Xa is a pulse-like signal, and the intensity of the analog signal Xa integrated by time means the fluorescence intensity in the region RXa. Therefore, the A / D conversion circuit 13 integrates the analog signal Xa with respect to time and outputs the result as a digital signal DXa.
  • the A / D conversion circuit 13 integrates the analog signals Xb, Ya, Yb, ENG in terms of time and outputs the results as digital signals DXb, DYa, DYb, DENG.
  • the signal delay unit 11 is provided so that the analog signals are not simultaneously input to the A / D conversion circuit 13.
  • the signal delay unit 11 extends each analog signal output from the photodetector 3 by extending the time until the analog signal output from the photodetector 3 is input to the A / D conversion circuit 13.
  • the A / D conversion circuit 13 is sequentially input.
  • the delay circuit A delays the input analog signal Xb by 0.5 ⁇ s and inputs it to the A / D conversion circuit 13.
  • the delay circuit B delays the input analog signal Ya by 1 ⁇ s and inputs it to the A / D conversion circuit 13
  • the delay circuit C delays the input analog signal Yb by 1.5 ⁇ s to A
  • the signal is input to the / D conversion circuit 13.
  • the delay circuit D delays the input analog signal ENG by 2 ⁇ s and inputs it to the A / D conversion circuit 13.
  • the signal delay unit 11 corresponds to the signal delay means of the present invention.
  • FIG. 5 shows the output of the signal delay unit 11.
  • the signal delay unit 11 delays the analog signal Xb by 0.5 ⁇ s, the analog signal Ya by 1 ⁇ s, the analog signal Xb by 1.5 ⁇ s, and the analog signal ENG by 2 ⁇ s with respect to the analog signal Xa.
  • the signal is input to a circuit related to the A / D conversion circuit 13 through the wiring.
  • analog signals are sequentially input to the A / D conversion circuit 13 in the order of Xa, Xb, Ya, Yb, and ENG as shown in FIG. 6, and the analog signals do not overlap each other.
  • the radiation count rate is sufficiently low, and the radiation is detected within 100 ⁇ s only during 10 ⁇ s. Therefore, even in a configuration that requires five times as long as the conventional configuration in digitizing the radiation detection data shown in FIG. 5, the digitization operation can be performed with sufficient time.
  • each analog signal is delayed by the signal delay unit 11 by a different inherent time with respect to a certain analog signal.
  • the signal delay unit 11 shifts the timing at which each analog signal is input to the A / D conversion circuit 13 by delaying each analog signal by a predetermined time (0.5 ⁇ s in the above example). In this way, it is not necessary to set the delay time individually for each analog signal.
  • the analog signal that is not delayed is Xa, but the present invention can prevent other analog signals from being delayed.
  • the delay times of 0.5 ⁇ s, 1 ⁇ s, 1.5 ⁇ s, and 2 ⁇ s correspond to the analog signals Xb, Ya, Yb, and ENG.
  • the present invention appropriately changes this correspondence. Can do.
  • Each analog signal is delayed by 0.5 ⁇ s, but this value can be changed as appropriate.
  • the analog signal Xa is input to the A / D conversion circuit 13 without passing through any of the delay circuits A to D. Accordingly, the signal delay unit 11 has a number of delay circuits that is one less than the type of analog signal output by the photodetector 3. The number of delay circuits is such that a plurality of analog signals are sequentially input to the A / D conversion circuit 13 as long as other analog signals are appropriately delayed with respect to one type of analog signal. Because it ’s enough to make it happen. In this way, the signal delay unit 11 does not operate on the analog signals that are first input to the A / D conversion circuit 13 among the analog signals that are simultaneously output by the photodetector 3 that has detected the fluorescence. In this way, since the signal delay unit 11 does not delay the signal for the analog signal first input to the A / D conversion circuit 13, the operation is not delayed as much as possible, and the response as the detector as the detector. Will be better.
  • the delay circuits A to D included in the signal delay unit 11 have a simple structure and less power consumption than the circuit that realizes the A / D conversion circuit 13. Therefore, the radiation detector according to the present invention is more compact and consumes less power than a conventional configuration having A / D conversion units corresponding to the number of types of analog signals.
  • Each analog signal Xa, Xb, Ya, Yb, ENG passes through the filter unit 12 and is converted into a digital signal DXa, DXb, DYa, DYb, DENG by the A / D conversion circuit 13.
  • digital signals DXa, DXb, DYa, and DYb related to the position specification of the fluorescence are sent to the position calculation unit 14.
  • the position calculation unit 14 calculates the fluorescence generation position (X, Y) based on the following two equations.
  • the position calculation unit 14 calculates where in the scintillator 2 the fluorescence is generated based on each of the digital signals.
  • the filter unit 12 corresponds to the filter unit of the present invention
  • the position calculation unit 14 corresponds to the position calculation unit of the present invention.
  • X (DXa ⁇ DXb) / (DXa + DXb)
  • Y (DYa ⁇ DYb) / (DYa + DYb)
  • Fluorescence generation position (X, Y) and fluorescence energy DENG are grouped with data indicating the fluorescence generation time, and are output from the radiation detector 1 as a data set indicating the fluorescence detection results.
  • the pileup determination unit 15 determines whether a pileup has occurred. First, the phenomenon called pile-up will be described. When radiation enters the scintillator 2, fluorescence is generated and the scintillator 2 emits light. This light emission continues for a while while gradually fading, and it takes a certain time to settle.
  • the analog signal output from the photodetector 3 has a trailing pulse shape as shown in FIG. 3 indicates that the light emission of the scintillator 2 is weakened.
  • the pileup determination unit 15 corresponds to a pileup determination unit of the present invention.
  • FIG. 7 shows the change over time of the fluorescence emission intensity measured by the photodetector 3 separately from the analog signals Xa, Xb, Ya, Yb, and ENG when the radiation is incident on the scintillator 2 where the emission is not sufficiently settled. It is represented by The phenomenon in which two fluorescences overlap as shown in the figure is derived from the fact that a plurality of radiations enter the scintillator 2 of the radiation detector 1 in a short time, and is called pile-up.
  • the photodetector 3 sequentially monitors the fluorescence emission intensity, and generates a trigger signal Tr when the emission intensity rises to a certain threshold value a. This trigger signal Tr is sent to the pile-up determination unit 15.
  • the pile-up determination unit 15 waits until the next trigger signal Tr is sent. Then, the pile-up determining unit 15 determines that the pile-up has occurred when the interval T from the time when the previous trigger signal Tr is sent to the time when the next trigger signal Tr is sent is equal to or shorter than a predetermined time. And the determination result Dp is sent to the filter unit 12.
  • the filter unit 12 discards each analog signal related to the pileup sent from the filter unit 12 so as not to send it to the A / D conversion circuit 13 in the subsequent stage. In this way, the filter unit 12 discards the signal related to the pile-up output from the photodetector 3 and does not input it to the A / D conversion circuit 13.
  • the filter unit 12 sends a signal indicating that a part of the signal is discarded to the A / D conversion circuit 13 and the position calculation unit 14.
  • a digital signal such as an analog signal Xa related to pileup that has reached the A / D conversion circuit 13 before the occurrence is determined is discarded.
  • the pile-up determination unit 15 is based on the time interval from when the photodetector 3 inputs the trigger signal Tr indicating that the scintillator 2 has generated fluorescence to when the next trigger signal Tr is input. In the course of the decay of the fluorescence generated when the radiation is incident on the scintillator 2, it is determined whether or not there is a pile-up that is a phenomenon in which the radiation is incident again on the scintillator 2 and the intensity of the fluorescence that has been attenuated is increased again. To do.
  • the trigger signal Tr is used for determining the pileup, but it can also be used as a signal indicating the start of operation of the A / D conversion circuit 13 and the position calculation unit 14.
  • FIG. 8 represents an analog signal Xa and an analog signal Xb that are input to the A / D conversion circuit 13 with a time difference.
  • FIG. 8 is a time course showing a signal input to the A / D conversion circuit 13, and is different from FIG. 7 showing the time course of the emission intensity detected by the photodetector 3, so care should be taken.
  • the analog signal Xa when the analog signal Xa is sent to the A / D conversion circuit 13, the input of the A / D conversion circuit 13 does not readily become 0 even after the strength is considerably reduced. That is, the analog signal Xa causes tailing, and the influence is not easily contained on the input side of the A / D conversion circuit 13. If this tailing is ignored and the next analog signal Xb is sent to the A / D conversion circuit 13, as shown in the upper side of FIG. 8, the A / D conversion circuit 13 receives the signal related to the analog signal Xb and the analog signal Xa. A signal obtained by summing up signals related to tailing is input. In such a situation, as shown in the upper side of FIG. 8, when the analog signal Xb is A / D converted, the signal intensity derived from the analog signal Xa indicated by hatching is greatly estimated.
  • the A / D conversion circuit 13 of the present invention resets the baseline for the purpose of solving such a problem.
  • the baseline is a signal strength defined as 0 when the A / D conversion circuit 13 receives an analog signal, and is adjusted by the A / D conversion circuit 13 setting a bias for the input.
  • This baseline initially corresponds to a state where no current is input to the A / D conversion circuit 13 (or no voltage is applied). Based on this baseline, the A / D conversion circuit 13 recognizes the strength of the analog signal Xa. After measuring the magnitude of the analog signal Xa, the A / D conversion circuit 13 measures the magnitude of the current (or the magnitude of the voltage) input before the next analog signal Xb is input.
  • the baseline is reset so as to newly set the size and the like of the baseline.
  • the A / D conversion circuit 13 of the present invention is configured to reset the base line on the input side immediately before the analog signals Ya, Yb, ENG are input, as indicated by the arrows in the lower part of FIG. .
  • the timing at which each analog signal Xb, Ya, Yb, ENG is input to the A / D conversion circuit 13 can be known based on the analog signal Xa. That is, the setting of the signal delay unit 11 determines that each analog signal is input at a timing delayed by a specific delay time from the reception of the analog signal Xa.
  • the A / D conversion circuit 13 of the present invention resets the baseline of the analog signal Xb based on the setting of the signal delay unit 11 after 0.5 ⁇ s has elapsed since the input of the analog signal Xa started. Do it before you do it. It is desirable to reset the baseline when a time has elapsed as much as possible after the input of the previous analog signal Xa has started. This is because the tailing component of the previous analog signal Xa gradually settles with time.
  • the A / D conversion circuit 13 also completes the resetting of the baselines for the other analog signals Ya, Yb, and ENG until 1 ⁇ s, 1.5 ⁇ s, and 2 ⁇ s elapse from the time when the input of the analog signal Xa is started. In this way, the A / D conversion circuit 13 sets the signal strength during tailing in which the signal strength does not gradually change as the attenuation of the input analog signal progresses to the baseline, and executes the next digitization operation. .
  • each of the units 12, 14, 15 is realized by an arithmetic device provided in the radiation detector 1.
  • Each of these units may be realized by a CPU.
  • the present invention it is possible to provide the radiation detector 1 that is compact, consumes less power, and operates accurately by suppressing the number of A / D conversion circuits 13.
  • the present invention increases the time until the analog signal output from the photodetector 3 is input to the A / D conversion circuit 13, thereby sequentially switching the analog signals output simultaneously from the photodetector 3.
  • the A / D converter circuit 13 is configured to input to the A / D converter circuit 13. In this way, all analog signals output from the photodetector 3 can be digitized by the single A / D conversion circuit 13.
  • the present invention since it is not necessary to provide a plurality of A / D conversion circuits 13 in the radiation detector, power consumption can be suppressed, and noise can be reduced accordingly. Further, according to the radiation detector 1 according to the present invention, a clock signal that synchronizes the A / D conversion circuit 13 is not necessary, so that noise derived from the clock signal does not occur.
  • the signal strength related to tailing generated by the previous analog signal is set to the input baseline, and the next analog signal is set. If the signal is digitized, the next analog signal is not often estimated due to the influence of tailing.
  • the present invention is not limited to the above-described configuration, and can be modified as follows.
  • Each set value in each embodiment is an example. Accordingly, each set value can be freely changed.
  • the scintillator crystal referred to in each of the above embodiments is composed of LYSO.
  • LGSO Li 2 (1-X) G 2X SiO 5
  • GSO Ga 2
  • the scintillator crystal may be made of other materials such as SiO 5 ). According to this modification, it is possible to provide a method of manufacturing a radiation detector that can provide a cheaper radiation detector.
  • the photodetector may be a photomultiplier tube, or a photodiode, an avalanche photodiode, a semiconductor detector, or the like may be used.
  • the present invention is suitable for medical devices.

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Abstract

本発明に係る放射線検出器によれば、Ａ／Ｄ変換回路（１３）の個数を抑制することによりコンパクトで消費電力が小さく正確な動作を行う放射線検出器を提供できる。すなわち、本発明は、光検出器（３）から出力されたアナログ信号がＡ／Ｄ変換回路（１３）に入力されるまでの時間を延長することにより、光検出器（３）から同時に出力された各アナログ信号を順番にＡ／Ｄ変換回路（１３）に入力させる構成となっている。このようにすれば、光検出器（３）から出力されるアナログ信号の全てを１つのＡ／Ｄ変換回路（１３）でデジタル化することができる。

Description

放射線検出器
　この発明は、蛍光を通じて放射線を検出する放射線検出器に関し、特に、蛍光の入射位置を特定することができる放射線検出器に関する。
　従来の放射線薬剤の分布をイメージングするポジトロンエミッショントモグラフィー装置（ＰＥＴ）の具体的な構成について説明する。従来のＰＥＴ装置は、放射線を検出する放射線検出器が円環状に並んで構成される検出器リングが備えられている。この検出器リングは、被検体内の放射性薬剤から放出される互いが反対方向となっている一対のγ線（消滅放射線対）を検出する。
　放射線検出器５１の構成について説明する。放射線検出器５１は、図９に示すように、シンチレータ結晶が２次元的に配列されたシンチレータ５２と、シンチレータ５２に吸収されたγ線から発した蛍光を検出する光検出器５３と、蛍光の発生位置を特定する位置演算部５４とを備えている。光検出器５３は、検出素子がマトリックス状に配列された検出面を備えている。そして、光検出器５３の検出面とシンチレータ５２の一面とが光学的に接続されている（例えば、特許文献１参照）。
　シンチレータ５２に入射した放射線は、多数の光子に変換されて光検出器５３に向かう。このとき、光子は、空間的に広がりながらシンチレータ５２の内部を進んでマトリックス状に配列された光検出器５３の各々の検出面に入射する。つまり、蛍光による多数の光子は、複数の検出素子に同時に分配され検出されることになる。
　放射線検出器５１は、複数の検出素子によって捕捉された蛍光の検出データを用いてシンチレータ２のどこで蛍光が発したのかを知る構成となっている。すなわち、放射線検出器５１は、複数の検出素子により検出面における蛍光の光束の重心の位置を求めるのである。この重心の位置こそが蛍光の発生した位置を意味している。この位置データは、被検体の放射性薬剤をマッピングするときに使用される。
　従来の放射線検出器５１が蛍光の重心を算出する方法について説明する。簡単のため、光検出器５３の検出面は、図１０に示すように２×２の検出素子から構成されているものとする。検出素子ａ１……ａ４から出力された蛍光の検出信号をＡ１……Ａ４とする。Ａ１……Ａ４は、各検出素子ａ１……ａ４が検出した蛍光の強度を示している。蛍光の光束のｘ方向における重心の位置Ｘは、中心の位置を原点として、次のように表される。
　Ｘ＝｛（Ａ１＋Ａ３）－（Ａ２＋Ａ４）｝／｛（Ａ１＋Ａ２＋Ａ３＋Ａ４）｝……（１）
　（Ａ１＋Ａ３）をＸａ，（Ａ２＋Ａ４）Ｘｂとすると、Ｘ＝（Ｘａ－Ｘｂ）／（Ｘａ＋Ｘｂ）の関係が成り立つ。
　同様に、蛍光の光束のｙ方向における重心の位置Ｙは、ａ５の位置を原点として、次のように表される。
　Ｙ＝｛（Ａ１＋Ａ２）－（Ａ３＋Ａ４）｝／｛（Ａ１＋Ａ２＋Ａ３＋Ａ４）｝……（２）
　（Ａ１＋Ａ２）をＹａ，（Ａ３＋Ａ４）Ｙｂとすると、Ｙ＝（Ｙａ－Ｙｂ）／（Ｙａ＋Ｙｂ）の関係が成り立つ。
　従来構成の放射線検出器５１は、この様な原理に基づいて蛍光の重心を算出し、シンチレータ５２を構成するシンチレータ結晶のうちのどれが蛍光を発したかを区別する。シンチレータ５２が蛍光を放つと、光検出器５３は、その検出データＸａ，Ｘｂ，Ｙａ．Ｙｂを位置演算部５４に送る。位置演算部５４は、上述の（１）（２）式に基づいて放射線検出器５１における蛍光の発生位置であるＸ，Ｙを算出する。
特開２００８－１２２１６７号公報
　しかしながら、従来構成の放射線検出器には次のような問題点がある。
　すなわち、従来構成の放射線検出器は、回路が複雑であるという問題点がある。
　従来装置によれば、蛍光が発せられると１つの蛍光について検出データＸａ，Ｘｂ，Ｙａ，Ｙｂが生成され位置演算部５４に向けて同時に送出する。したがって、光検出器５３と位置演算部５４との間には、検出データＸａ，Ｘｂ，Ｙａ，Ｙｂのそれぞれについて専用のラインが設けられていることになる。そして、光検出器５３が出力する検出データは、アナログデータとなっている。位置演算部５４が（１），（２）式のような演算を行うには、これら検出データをデジタルデータに変換しなければならない。検出データＸａ，Ｘｂ，Ｙａ，Ｙｂは、同時に光検出器５３から送出されることからすると、各検出データのデジタル化も同時に行う必要がある。したがって、従来装置では、図９に示すように各検出データについてＡ／Ｄ変換回路が必要となる。図９の符号ＥＮＧは、蛍光の強度を示すアナログデータである。このアナログデータも検出データＸａ，Ｘｂ，Ｙａ，Ｙｂと同時に光検出器５３から送出されるので、このアナログデータについてもＡ／Ｄ変換回路が必要となる。
　Ａ／Ｄ変換回路は、複雑な回路である。従来構成によればこのような複雑なＡ／Ｄ変換回路が複数（図９の例では５個）必要となってしまう。ＰＥＴ装置の中には、放射線検出器５１を例えば１００個も並べる必要がある場合もあり、ＰＥＴ装置に含まれるＡ／Ｄ変換回路の数は相当なものとなる。この様な事情は、ＰＥＴ装置の小型化やコストダウンの観点から望ましくない。また、Ａ／Ｄ変換回路は、動作に多くの電力を必要とする。したがって、Ａ／Ｄ変換回路を多く持つＰＥＴ装置は、消費電力の抑制の観点から望ましくない。
　また、光検出器５３から検出データＸａ，Ｘｂ，Ｙａ，Ｙｂが一斉に出力されるのと同時に複数のＡ／Ｄ変換回路を動作させなければならないことからすると、複数のＡ／Ｄ変換回路を動かしたときに、放射線検出器５１の消費電力が急に上昇することになる。このような消費電力の変化は、Ａ／Ｄ変換回路の安定した動作を妨げ、出力に係るデジタルデータが正しい値とならなくなる。このようなデジタルデータの乱れは、Ａ／Ｄ変換回路に供給されるクロック信号によっても生じる。クロック信号は、複数のＡ／Ｄ変換回路を同期して駆動させようとするときにどうしても必要であり、この信号を省くことはできない。
　本発明は、この様な事情に鑑みてなされたものであって、その目的は、Ａ／Ｄ変換回路の個数を抑制することで、コンパクトで消費電力が小さく正確な動作を行う放射線検出器を提供することにある。
　本発明は上述の課題を解決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、放射線を蛍光に変換するシンチレータと、シンチレータの蛍光の発生位置を示した複数のアナログ信号および蛍光の強度を示したアナログ信号を出力する光検出器と、各アナログ信号をデジタル信号に変換するＡ／Ｄ変換回路と、光検出器から出力されたアナログ信号がＡ／Ｄ変換回路に入力されるまでの時間を延長することにより、光検出器から同時に出力された各アナログ信号を順番にＡ／Ｄ変換回路に入力させる信号遅延手段と、デジタル信号の各々に基づいて蛍光がシンチレータのどこで発生したかを算出する位置算出手段とを備えることを特徴とするものである。
　［作用・効果］本発明に係る放射線検出器によれば、Ａ／Ｄ変換回路の個数を抑制することによりコンパクトで消費電力が小さく正確な動作を行う放射線検出器を提供できる。すなわち、本発明は、光検出器から出力されたアナログ信号がＡ／Ｄ変換回路に入力されるまでの時間を延長することにより、光検出器から同時に出力された各アナログ信号を順番にＡ／Ｄ変換回路に入力させる構成となっている。このようにすれば、光検出器から出力されるアナログ信号の全てを１つのＡ／Ｄ変換回路でデジタル化することができる。本発明によれば、放射線検出器に複数のＡ／Ｄ変換回路を備える必要がなくなるので、消費電力が抑制でき、それだけノイズを低減できる。また、本発明に係る放射線検出器によれば、Ａ／Ｄ変換回路を同期するクロック信号が必要なくなるので、クロック信号に由来するノイズが生じることもない。
　また、上述の放射線検出器において、光検出器がシンチレータで蛍光が発生したことを示すトリガー信号を入力してから次のトリガー信号を入力するまでの経時的間隔に基づいて、放射線がシンチレータに入射して生じた蛍光が減衰していく過程で放射線がシンチレータに再び入射し、減衰しつつあった蛍光の強度が再び強まる現象であるパイルアップの発生の有無を判定するパイルアップ判定手段と、光検出器から出力されたパイルアップに係る信号を破棄してＡ／Ｄ変換回路に入力させないフィルタ手段とを備えればより望ましい。
　［作用・効果］上述の構成は、本発明をより具体的なものとしている。光検出器から出力されたパイルアップに係る信号を破棄してＡ／Ｄ変換回路に入力させないようにすれば、より信頼性の高い放射線の検出が可能な放射線検出器が提供できる。
　また、上述の放射線検出器において、Ａ／Ｄ変換回路は、入力したアナログ信号の減衰が進むにつれ信号強度が次第に変化しなくなるテーリングが発生中の信号強度をベースラインに設定して次回のデジタル化動作を実行すればより望ましい。
　［作用・効果］上述の構成は、本発明をより具体的なものとしている。次々とアナログ信号がＡ／Ｄ変換回路に入力される際に、先のアナログ信号が発生させたテーリングに係るの信号強度を入力のベースラインに設定して次のアナログ信号をデジタル化すれば、テーリングの影響で次のアナログ信号が多く見積もられてしまうことがない。
　また、上述の放射線検出器において、信号遅延手段は、蛍光を検出した光検出器が同時に出力する各アナログ信号のうち、最初にＡ／Ｄ変換回路に入力されるものについては動作しなければより望ましい。
［作用・効果］
　上述の構成によれば、信号遅延手段が最初にＡ／Ｄ変換回路に入力されるアナログ信号については信号の遅延を行わないので、極力動作が遅れず、レスポンスがよい放射線検出器を提供できる。
　また、上述の放射線検出器において、信号遅延手段は、各アナログ信号を所定の時間ずつ遅延させることにより各アナログ信号がＡ／Ｄ変換回路に入力するタイミングをずらせばより望ましい。
［作用・効果］
　上述の構成によれば、信号遅延手段が各アナログ信号を所定の時間ずつ遅延させる構成となっている。このように所定の時間を決めるようにすれば、各アナログ信号について個別に遅延時間を設定しなくてもよくなる。
　本発明に係る放射線検出器によれば、Ａ／Ｄ変換回路の個数を抑制することによりコンパクトで消費電力が小さく正確な動作を行う放射線検出器を提供できる。すなわち、本発明は、光検出器から出力されたアナログ信号がＡ／Ｄ変換回路に入力されるまでの時間を延長することにより、光検出器から同時に出力された各アナログ信号を順番にＡ／Ｄ変換回路に入力させる構成となっている。このようにすれば、光検出器から出力されるアナログ信号の全てを１つのＡ／Ｄ変換回路でデジタル化することができる。
実施例１に係る放射線検出器の全体構成を説明する機能ブロック図である。 実施例１に係る光検出器の構成を説明する平面図である。 実施例１に係るアナログ信号を説明するタイムコースである。 実施例１に係るアナログ信号が一斉に発せられる様子を説明するタイムコースである。 実施例１に係るアナログ信号の各々が異なる間隔で遅延される様子を説明するタイムコースである。 実施例１に係るアナログ信号が異なるタイミングでＡ／Ｄ変換回路に入力する様子を説明するタイムコースである。 実施例１に係る蛍光のパイルアップを説明するタイムコースである。 実施例１に係るＡ／Ｄ変換回路のベースラインのリセットについて説明するタイムコースである。 従来構成に係る放射線検出器を説明する模式図である。 従来構成に係る放射線検出器を説明する模式図である。
　以降、発明を実施するための形態について実施例に基づき説明する。
　＜放射線検出器の全体構成＞
　図１に示すように、実施例１に係る放射線検出器１は、シンチレータ結晶Ｃが縦横に配列されて構成されたシンチレータ２と、シンチレータ２の下面に設けられ、シンチレータ２から発する蛍光を検知する光検出器３と、シンチレータ２と光検出器３との間に介在する位置に配置されたライトガイド４とを備える。シンチレータ結晶Ｃの各々は、Ｃｅが拡散したＬｕ２（１－Ｘ）Ｙ２ＸＳｉＯ５（以下、ＬＹＳＯとよぶ）によって構成されている。シンチレータ２に放射線が入射すると、放射線は蛍光に変換される。
　光検出器３は、入射した蛍光のｘ，およびｙについての位置を弁別するのに必要なアナログ信号を出力する。より具体的には、光検出器３は、例えば縦８×横８のマトリックス状に検出素子３ａが配列された検出面３ｂを有し、この検出面３ｂがシンチレータ２と光学的に接続されている。蛍光が発生すると、検出素子３ａの各々は、蛍光を検出する。光検出器３は、検出素子３ａの蛍光の検出結果に基づいて蛍光の発生位置を示したアナログ信号Ｘａ，Ｘｂ，Ｙａ，Ｙｂおよび蛍光の強度を示したアナログ信号ＥＮＧを出力する。
　光検出器３が出力するアナログ信号について説明する。図２に示すように検出面３ｂの中心点を原点とし、蛍光の発生位置はこれを基準に示すものとする。原点から見て左側の領域をＲＸａとし、原点から見て右側の領域をＲＸｂとする。原点から見て上側の領域をＲＹａとし、原点から見て下側の領域をＲＹｂとする。
　光検出器３は、所定の重み付け演算をしながら領域ＲＸａ，領域ＲＸｂ，領域ＲＹａ，領域ＲＹｂの４領域について検出素子３ａが出力した蛍光の検出強度を合計して合計値を取得する。この合計値をアナログ信号Ｘａ，Ｘｂ，Ｙａ，Ｙｂと呼ぶことにする。また、光検出器３は、蛍光の発生位置に関する上述のアナログ信号以外に蛍光強度を示すアナログ信号ＥＮＧも出力する。このアナログ信号ＥＮＧは、検出面３ｂ全体における蛍光検出の結果であるから、蛍光の発生位置に関する情報は持っていない。その代わりに、アナログ信号ＥＮＧは、蛍光に係る放射線のエネルギーに関する情報を有している。
　ライトガイド４は、シンチレータ２で生じた蛍光を光検出器３に導くために設けられている。したがって、ライトガイド４は、シンチレータ２と光検出器３とに光学的に結合されている。
　＜Ａ／Ｄ変換回路１３について＞
　この様なアナログ信号Ｘａ，Ｘｂ，Ｙａ，Ｙｂ，ＥＮＧは、種々の計算処理を行う前段階としてＡ／Ｄ変換回路１３によりデジタル信号に変換される。図３は、アナログ信号Ｘａについてのデジタル化処理を概念的に表している。アナログ信号Ｘａは、パルス状の信号であり、アナログ信号Ｘａの強度を時間で積分したものが領域ＲＸａにおける蛍光の強度を意味している。したがって、Ａ／Ｄ変換回路１３は、アナログ信号Ｘａを時間的に積分してその結果をデジタル信号ＤＸａとして出力するようになっている。この様な事情は他のアナログ信号Ｘｂ，Ｙａ，Ｙｂ，ＥＮＧについても同じである。Ａ／Ｄ変換回路１３は、アナログ信号Ｘｂ，Ｙａ，Ｙｂ，ＥＮＧを時間的に積分してその結果をデジタル信号ＤＸｂ，ＤＹａ，ＤＹｂ，ＤＥＮＧとして出力するようになっている。
　＜アナログ信号Ｘａ，Ｘｂ，Ｙａ，Ｙｂ，ＥＮＧが出力されるタイミング＞
　光検出器３は、蛍光を検出するとアナログ信号Ｘａ，Ｘｂ，Ｙａ，Ｙｂ，ＥＮＧを出力する。そして、各アナログ信号の出力のタイミングは、図４のタイムコースが示すように同時となっている。各アナログ信号は、共通の蛍光についての出力だからである。このような事情を考慮せずにアナログ信号Ｘａ，Ｘｂ，Ｙａ，Ｙｂ，ＥＮＧをＡ／Ｄ変換回路１３に入力させると、各アナログ信号の合計に相当する信号がＡ／Ｄ変換されるだけで、各アナログ信号に対応するデジタル信号ＤＸａ，ＤＸｂ，ＤＹａ，ＤＹｂ，ＤＥＮＧは得られない。
　＜信号遅延部１１について＞
　そこで、本発明によれば、信号遅延部１１を備え、各アナログ信号をＡ／Ｄ変換回路１３に同時に入力させないようにしている。この信号遅延部１１は、光検出器３から出力されたアナログ信号がＡ／Ｄ変換回路１３に入力されるまでの時間を延長することにより、光検出器３から同時に出力された各アナログ信号を順番にＡ／Ｄ変換回路１３に入力させる構成となっている。
　本実施例では、光検出器３が出力する５種類のアナログ信号を０．５μｓずつ遅らせて、順番にＡ／Ｄ変換回路１３に入力させる構成となっている。この様な動作は、信号遅延部１１が有する４つの遅延回路Ａ～Ｄが実現する。このうち、遅延回路Ａは、入力されたアナログ信号Ｘｂを０．５μｓだけ遅延させてＡ／Ｄ変換回路１３に入力させる。同様に、遅延回路Ｂは、入力されたアナログ信号Ｙａを１μｓだけ遅延させてＡ／Ｄ変換回路１３に入力させ、遅延回路Ｃは、入力されたアナログ信号Ｙｂを１．５μｓだけ遅延させてＡ／Ｄ変換回路１３に入力させる。そして、遅延回路Ｄは、入力されたアナログ信号ＥＮＧを２μｓだけ遅延させてＡ／Ｄ変換回路１３に入力させる。信号遅延部１１は、本発明の信号遅延手段に相当する。
　図５は、信号遅延部１１の出力を表している。信号遅延部１１は、アナログ信号Ｘａに対してアナログ信号Ｘｂを０．５μｓ，アナログ信号Ｙａを１μｓ，アナログ信号Ｘｂを１．５μｓ，アナログ信号ＥＮＧを２μｓそれぞれ遅延させ、各アナログ信号は、共通の配線を通じてＡ／Ｄ変換回路１３に係る回路に入力される。このときＡ／Ｄ変換回路１３には、図６に示すようにアナログ信号がＸａ，Ｘｂ，Ｙａ，Ｙｂ，ＥＮＧの順に次々と入力され、各アナログ信号が互いに重なり合うことがない。また、放射線検出器１をＰＥＴ装置に用いる場合は、放射線の計数率が十分低く、１００μｓの間に放射線を検出しているのは１０μｓの間に過ぎない。従って、図５に示す放射線の検出データのデジタル化に従来構成の５倍の時間を要する構成でも、デジタル化動作を時間的な余裕を持って行うことができる。
　このように、本発明によれば、アナログ信号の各々は信号遅延部１１により、ある１つのアナログ信号に対してそれぞれ異なる固有の時間だけ遅延される。信号遅延部１１は、各アナログ信号を所定の時間（上述の例では０．５μｓ）ずつ遅延させることにより各アナログ信号がＡ／Ｄ変換回路１３に入力するタイミングをずらすのである。このようにすれば、各アナログ信号について個別に遅延時間を設定しなくてもよくなる。
　また、上述の構成によれば遅延させないアナログ信号はＸａとなっていたが、本発明は他のアナログ信号を遅延させないようにすることができる。そして、上述の構成によれば、遅延時間０．５μｓ，１μｓ，１．５μｓ，２μｓがアナログ信号Ｘｂ，Ｙａ，Ｙｂ，ＥＮＧに対応していたが、本発明はこの対応関係を適宜変更することができる。また、各アナログ信号は、０．５μｓ刻みで遅延されていたが、この数値も適宜変更することができる。
　なお、アナログ信号Ｘａは、いずれの遅延回路Ａ～Ｄも通過せずＡ／Ｄ変換回路１３に入力される。従って、信号遅延部１１は、光検出器３が出力するアナログ信号の種類よりも１だけ少ない数の遅延回路を有している。遅延回路の個数がこの様になっているのは、１種類のアナログ信号に対して他のアナログ信号を適宜遅延させるようにしさえすれば複数のアナログ信号を順番にＡ／Ｄ変換回路１３に入力させるようにするのに十分だからである。このように、信号遅延部１１は、蛍光を検出した光検出器３が同時に出力する各アナログ信号のうち、最初にＡ／Ｄ変換回路１３に入力されるものについては動作しない。このようにすれば、信号遅延部１１が最初にＡ／Ｄ変換回路１３に入力されるアナログ信号については信号の遅延を行わないので、極力動作が遅れず、検出器としての検出器としてのレスポンスがよくなる。
　信号遅延部１１が有する遅延回路Ａ～Ｄは、Ａ／Ｄ変換回路１３を実現する回路と比べて構造が単純で消費電力も少ない。従って、本発明に係る放射線検出器はアナログ信号の種類の数だけＡ／Ｄ変換部を有している従来構成と比べてコンパクトで消費電力が小さいものとなっている。
＜位置算出部１４について＞
　各アナログ信号Ｘａ，Ｘｂ，Ｙａ，Ｙｂ，ＥＮＧは、フィルタ部１２を通過しＡ／Ｄ変換回路１３によりデジタル信号ＤＸａ，ＤＸｂ，ＤＹａ，ＤＹｂ，ＤＥＮＧに変換される。これらのうち蛍光の位置特定に係るデジタル信号ＤＸａ，ＤＸｂ，ＤＹａ，ＤＹｂは、位置算出部１４に送出される。位置算出部１４は、次の２式に基づいて、蛍光の発生位置（Ｘ，Ｙ）を算出する。このように、位置算出部１４は、デジタル信号の各々に基づいて蛍光がシンチレータ２のどこで発生したかを算出する。フィルタ部１２は、本発明のフィルタ手段に相当し、位置算出部１４は、本発明の位置算出手段に相当する。
　Ｘ＝（ＤＸａ－ＤＸｂ）／（ＤＸａ＋ＤＸｂ）
　Ｙ＝（ＤＹａ－ＤＹｂ）／（ＤＹａ＋ＤＹｂ）
　蛍光の発生位置（Ｘ，Ｙ）および蛍光のエネルギーＤＥＮＧは、蛍光の発生時間を示すデータとひとまとめにされ、蛍光の検出結果を示すデータセットとして放射線検出器１から出力される。
　＜パイルアップ判定部１５ついて＞
　パイルアップ判定部１５は、パイルアップが発生したかどうかを判定している。まずは、このパイルアップという現象について説明する。放射線がシンチレータ２に入射すると、蛍光が発生し、シンチレータ２が発光する。この発光は、次第に弱まりながらもしばらく続き、収まるまでに一定の時間がかかる。光検出器３が出力するアナログ信号が図３のような尾を引くパルス状となるのは、シンチレータ２の発光が弱まっていく様子を表しているのである。パイルアップ判定部１５は、本発明のパイルアップ判定手段に相当する。
　図７は、発光が十分収まっていないシンチレータ２に放射線が入射してしまった様子を光検出器３がアナログ信号Ｘａ，Ｘｂ，Ｙａ，Ｙｂ，ＥＮＧとは別に計測する蛍光の発光強度の経時変化で表している。図のように二つの蛍光が重なってしまう現象は、短時間に複数の放射線が放射線検出器１のシンチレータ２に入射することに由来し、パイルアップと呼ばれる。
　光検出器３は、蛍光の発光強度を逐次モニタし、発光強度が一定の閾値ａまで上昇したとき、トリガー信号Ｔｒを発生するようになっている。このトリガー信号Ｔｒは、パイルアップ判定部１５に送出される。
　パイルアップ判定部１５は、トリガー信号Ｔｒが送出されると、次のトリガー信号Ｔｒが送出されるまで待機する。そして、パイルアップ判定部１５は、先のトリガー信号Ｔｒが送出された時点から次のトリガー信号Ｔｒが送出された時点までの間隔Ｔが所定の時間以下であるときは、パイルアップが発生したものと判定して、その判定結果Ｄｐをフィルタ部１２に送出する。フィルタ部１２は、これより送られてくるパイルアップに係る各アナログ信号を破棄して後段のＡ／Ｄ変換回路１３に送出させないようにする。この様にしてフィルタ部１２は、光検出器３から出力されたパイルアップに係る信号を破棄してＡ／Ｄ変換回路１３に入力させない。
　また、フィルタ部１２は、Ａ／Ｄ変換回路１３，位置算出部１４に信号の一部を破棄する旨を示す信号を送出し、各アナログ信号のうち、送出の順番が早がゆえパイルアップの発生が判定される前にＡ／Ｄ変換回路１３に到達してしまったパイルアップに係るアナログ信号Ｘａ等のデジタル信号を破棄させる。
　このように、パイルアップ判定部１５は、光検出器３がシンチレータ２で蛍光が発生したことを示すトリガー信号Ｔｒを入力してから次のトリガー信号Ｔｒを入力するまでの経時的間隔に基づいて、放射線がシンチレータ２に入射して生じた蛍光が減衰していく過程で放射線がシンチレータ２に再び入射し、減衰しつつあった蛍光の強度が再び強まる現象であるパイルアップの発生の有無を判定する。
　このように、トリガー信号Ｔｒはパイルアップの判別に利用されているが、この他にもＡ／Ｄ変換回路１３，位置算出部１４の動作開始を示す信号としても利用できる。
　＜ベースラインのリセットについて＞
　続いて、本発明の特徴の一つであるＡ／Ｄ変換回路１３が行うベースラインのリセットについて説明する。上述のように、シンチレータ２で発生した蛍光が完全に収まるのに時間がかかるので、蛍光の強度を反映したアナログ信号Ｘａ，Ｘｂ，Ｙａ，Ｙｂ，ＥＮＧも完全に０になるのに時間がかかる。図８上側は、Ａ／Ｄ変換回路１３に時間差をもって入力されるアナログ信号Ｘａとアナログ信号Ｘｂとを表している。図８は、Ａ／Ｄ変換回路１３に入力される信号を表したタイムコースであり、光検出器３が検出した発光強度のタイムコースを示した図７とは異なるので注意が必要である。
　図８の上側に示すように、Ａ／Ｄ変換回路１３にアナログ信号Ｘａを送出すると、Ａ／Ｄ変換回路１３の入力は、強度がかなり低下した後でもなかなか０とならない。つまり、アナログ信号Ｘａはテーリングを起こしており、その影響がＡ／Ｄ変換回路１３の入力側でなかなか収まらない。このテーリングを無視して次のアナログ信号ＸｂをＡ／Ｄ変換回路１３に送出すると、図８の上側に示すように、Ａ／Ｄ変換回路１３には、アナログ信号Ｘｂに関する信号とアナログ信号Ｘａのテーリングに関する信号とが合計された信号が入力されてしまう。このような事態となれば、図８の上側に示すように、アナログ信号ＸｂがＡ／Ｄ変換される際に、斜線で示すアナログ信号Ｘａ由来の信号強度だけ大きく見積もられてしまう。
　本発明のＡ／Ｄ変換回路１３は、この様な不具合を解決する目的で、ベースラインのリセットを行うようにしている。ベースラインとは、Ａ／Ｄ変換回路１３がアナログ信号を受け取るときに０に定義される信号強度であり、Ａ／Ｄ変換回路１３が入力についてのバイアスを設定することで調整される。このベースラインは当初はＡ／Ｄ変換回路１３に何ら電流が入力されない（または何ら電圧がかかっていない）状態に一致している。このベースラインに基づいてＡ／Ｄ変換回路１３は、アナログ信号Ｘａの強さを認識するのである。Ａ／Ｄ変換回路１３は、アナログ信号Ｘａの大きさを測定した後、次のアナログ信号Ｘｂが入力される前に入力される電流の大きさ（または電圧の大きさ）を計測し、この電量の大きさ等を新たにベースラインに設定するようベースラインのリセットを行う。この動作の後、アナログ信号ＸｂがＡ／Ｄ変換される際に、図８の中段に示す斜線で示すアナログ信号Ｘｂ由来の信号強度の積分値がデジタル化される。このように、アナログ信号Ｘｂの入力の前にベースラインのリセットを行っておけば、アナログ信号Ｘｂのデジタル化の際に先のアナログ信号Ｘａのテーリングの影響が現れることがない。
　この様な事情は、後続のアナログ信号Ｙａ，Ｙｂ，ＥＮＧについても同様である。したがって、本発明のＡ／Ｄ変換回路１３は、図８の下段における矢印に示すようにアナログ信号Ｙａ，Ｙｂ，ＥＮＧが入力される直前に入力側のベースラインをリセットするように構成されている。各アナログ信号Ｘｂ，Ｙａ，Ｙｂ，ＥＮＧは、どのタイミングでＡ／Ｄ変換回路１３に入力されるかは、アナログ信号Ｘａに基づいて知ることができる。すなわち、各アナログ信号は、アナログ信号Ｘａの受信から固有の遅延時間だけ遅れたタイミングで入力されることが信号遅延部１１の設定で定められているのである。
　以上の事情に従い本発明のＡ／Ｄ変換回路１３は、信号遅延部１１の設定に基づいて例えば、アナログ信号Ｘｂについてのベースラインのリセットをアナログ信号Ｘａの入力が始まった時点から０．５μｓ経過するまでに済ませておく。ベースラインのリセットは、前のアナログ信号Ｘａの入力が始まった時点からできるだけ時間が経過した時点で行う方が望ましい。時間が経過するにつれ前のアナログ信号Ｘａのテーリング成分が次第に落ち着いてくるからである。Ａ／Ｄ変換回路１３は、他のアナログ信号Ｙａ，Ｙｂ，ＥＮＧについてもベースラインのリセットをアナログ信号Ｘａの入力が始まった時点からそれぞれ１μｓ，１．５μｓ，２μｓ経過するまでに済ませておく。この様にしてＡ／Ｄ変換回路１３は、入力したアナログ信号の減衰が進むにつれ信号強度が次第に変化しなくなるテーリングが発生中の信号強度をベースラインに設定して次回のデジタル化動作を実行する。
　また、各部１２，１４，１５は、放射線検出器１に備えられた演算装置により実現される。これら各部をＣＰＵにより実現してもよい。
　以上のように、本発明によれば、Ａ／Ｄ変換回路１３の個数を抑制することによりコンパクトで消費電力が小さく正確な動作を行う放射線検出器１を提供できる。すなわち、本発明は、光検出器３から出力されたアナログ信号がＡ／Ｄ変換回路１３に入力されるまでの時間を延長することにより、光検出器３から同時に出力された各アナログ信号を順番にＡ／Ｄ変換回路１３に入力させる構成となっている。このようにすれば、光検出器３から出力されるアナログ信号の全てを１つのＡ／Ｄ変換回路１３でデジタル化することができる。本発明によれば、放射線検出器に複数のＡ／Ｄ変換回路１３を備える必要がなくなるので、消費電力が抑制でき、それだけノイズを低減できる。また、本発明に係る放射線検出器１によれば、Ａ／Ｄ変換回路１３を同期するクロック信号が必要なくなるので、クロック信号に由来するノイズが生じることもない。
　また、上述のように光検出器３から出力されたパイルアップに係る信号を破棄してＡ／Ｄ変換回路１３に入力させないようにすれば、より信頼性の高い放射線の検出が可能な放射線検出器が提供できる。
　そして、上述のように次々とアナログ信号がＡ／Ｄ変換回路１３に入力される際に、先のアナログ信号が発生させたテーリングに係るの信号強度を入力のベースラインに設定して次のアナログ信号をデジタル化すれば、テーリングの影響で次のアナログ信号が多く見積もられてしまうことがない。
　本発明は、上述の構成に限られず、下記のように変形実施することができる。
　（１）各実施例における各設定値は、例示である。従って、各設定値は自由に変更することができる。
　（２）上述した各実施例のいうシンチレータ結晶は、ＬＹＳＯで構成されていたが、本発明においては、その代わりに、ＬＧＳＯ（Ｌｕ２（１－Ｘ）Ｇ２ＸＳｉＯ５）やＧＳＯ（Ｇｄ２ＳｉＯ５）などの他の材料でシンチレータ結晶を構成してもよい。本変形例によれば、より安価な放射線検出器が提供できる放射線検出器の製造方法が提供できる。
　（３）上述した各実施例において、光検出器は、光電子増倍管であってもよいし、フォトダイオードやアバランシェフォトダイオードや半導体検出器などを用いてもよい。
　以上のように、本発明は医用装置に適している。
２     シンチレータ
３     光検出器
１１   信号遅延部（信号遅延手段）
１２   フィルタ部（フィルタ手段）
１３   Ａ／Ｄ変換回路
１４   位置算出部（位置算出手段）
１５   パイルアップ判定部（パイルアップ判定手段）

Claims (5)

  1. 　放射線を蛍光に変換するシンチレータと、
    　前記シンチレータの蛍光の発生位置を示した複数のアナログ信号および蛍光の強度を示したアナログ信号を出力する光検出器と、
    　各アナログ信号をデジタル信号に変換するＡ／Ｄ変換回路と、
    　前記光検出器から出力されたアナログ信号が前記Ａ／Ｄ変換回路に入力されるまでの時間を延長することにより、前記光検出器から同時に出力された各アナログ信号を順番に前記Ａ／Ｄ変換回路に入力させる信号遅延手段と、
    　デジタル信号の各々に基づいて蛍光が前記シンチレータのどこで発生したかを算出する位置算出手段とを備えることを特徴とする放射線検出器。
  2. 　請求項１に記載の放射線検出器において、
    　前記光検出器が前記シンチレータで蛍光が発生したことを示すトリガー信号を入力してから次のトリガー信号を入力するまでの経時的間隔に基づいて、放射線が前記シンチレータに入射して生じた蛍光が減衰していく過程で放射線が前記シンチレータに再び入射し、減衰しつつあった蛍光の強度が再び強まる現象であるパイルアップの発生の有無を判定するパイルアップ判定手段と、
    　前記光検出器から出力されたパイルアップに係る信号を破棄して前記Ａ／Ｄ変換回路に入力させないフィルタ手段とを備えることを特徴とする放射線検出器。
  3. 　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Ａ／Ｄ変換回路は、入力したアナログ信号の減衰が進むにつれ信号強度が次第に変化しなくなるテーリングが発生中の信号強度をベースラインに設定して次回のデジタル化動作を実行することを特徴とする放射線検出器。
  4. 　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、
    　前記信号遅延手段は、蛍光を検出した前記光検出器が同時に出力する各アナログ信号のうち、最初に前記Ａ／Ｄ変換回路に入力されるものについては動作しないことを特徴とする放射線検出器。
  5. 　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、
    前記信号遅延手段は、各アナログ信号を所定の時間ずつ遅延させることにより各アナログ信号が前記Ａ／Ｄ変換回路に入力するタイミングをずらすことを特徴とする放射線検出器。
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Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2023517792A (ja) * 2020-01-02 2023-04-27 レイキャン テクノロジー シーオー．， エルティーディー． （スーチョウ） 信号サンプリング方法及び再構成方法、並びに装置

Families Citing this family (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2019026129A1 (ja) * 2017-07-31 2019-02-07 株式会社島津製作所 放射線検出器および核医学診断装置

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS63295985A (ja) * 1987-05-28 1988-12-02 Shimadzu Corp シンチレ−シヨンカメラ
JPH10221455A (ja) * 1997-02-05 1998-08-21 Jeol Ltd Ｘ線発生検出装置
JPH1123721A (ja) * 1997-07-07 1999-01-29 Hamamatsu Photonics Kk 放射線位置検出装置
WO2012032689A1 (ja) * 2010-09-06 2012-03-15 株式会社島津製作所 放射線検出器

Family Cites Families (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE29605650U1 (de) * 1996-03-27 1996-07-25 Balzers Prozess Systeme Vertriebs- und Service GmbH, 81245 München Anordnung zum Verbinden eines Tiefdruckeinganges eines Gasanalysegerätes
JP4160275B2 (ja) * 2001-05-28 2008-10-01 浜松ホトニクス株式会社 エネルギー測定方法及び測定装置

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS63295985A (ja) * 1987-05-28 1988-12-02 Shimadzu Corp シンチレ−シヨンカメラ
JPH10221455A (ja) * 1997-02-05 1998-08-21 Jeol Ltd Ｘ線発生検出装置
JPH1123721A (ja) * 1997-07-07 1999-01-29 Hamamatsu Photonics Kk 放射線位置検出装置
WO2012032689A1 (ja) * 2010-09-06 2012-03-15 株式会社島津製作所 放射線検出器

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2023517792A (ja) * 2020-01-02 2023-04-27 レイキャン テクノロジー シーオー．， エルティーディー． （スーチョウ） 信号サンプリング方法及び再構成方法、並びに装置
JP7418871B2 (ja) 2020-01-02 2024-01-22 レイキャン テクノロジー シーオー．， エルティーディー． （スーチョウ） 信号サンプリング方法及び再構成方法、並びに装置

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