(57)【要約】  外筒体（１ａ）と内筒体（１ｂ）との間に液体キセノン（２）が充填されてなる媒体領域（Ｓ）が形成され、ガンマ線入射方向に対し交差方向となる媒体領域（Ｓ）の両端部に二次元状に一対のアノードパッド（１１，１２）が配置される。一対のアノードパッド（１１，１２）間に中間電極（１０）が配置され、外筒体（１ａ）に二次元状に複数の光電子増倍管（５）が設置される。そして、アノードパッド（１１，１２）及び光電子増倍管（５）から出力されるシグナルから液体領域（Ｓ）中でのガンマ線反応点を同定する。
2008099921.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
ガンマ線が入射する主面を有し液体媒体が充填された媒体容器と、前記媒体容器においてガンマ線入射方向に対し交差方向の両端部に二次元状に配置された一対のアノードパッドと、前記一対のアノードパッド間に配置された中間電極と、前記媒体容器の主面と対向する対向面に二次元状に配置された複数の光電子増倍管と、前記アノードパッド及び前記光電子増倍管から出力されるシグナルから前記液体媒体中でのガンマ線反応点を同定する計測システムと、を具備したことを特徴とするガンマ線検出器。
【請求項２】
前記中間電極と一方のアノードパッドとの間で生じた電離電子を当該一方のアノードパッド方向へドリフトさせるドリフト電界を前記中間電極と一方のアノードパッドとの間に生成し、前記中間電極と他方のアノードパッドの間で生じた電離電子を当該他方のアノードパッド方向へドリフトさせるドリフト電界を前記中間電極と他方のアノードパッドとの間に生成することを特徴とする請求項１記載のガンマ線検出器。
【請求項３】
前記中間電極に負の高電圧を印加し、前記一対のアノードパッドをアース電位としたことを特徴とする請求項２記載のガンマ線検出器。
【請求項４】
前記媒体容器には、液体キセノン（Ｘｅ）、液体クリプトン（Ｋｒ）又は液体アルゴン（Ａｒ）のいずれかが液体媒体として充填されることを特徴とする請求項１記載のガンマ線検出器。
【請求項５】
前記媒体容器は、被検体が配置される空間が中央部に形成される筒体形状をなし、ガンマ線放出方向に所定の厚さを有することを特徴とする請求項１に記載のガンマ線検出器。
【請求項６】
前記計測システムにおいて、前記光電子増倍管の出力シグナルからガンマ線反応点の３次元位置を第１の位置情報（ｘＰＭＴ、ｙＰＭＴ、ｚＰＭＴ）として計算で求め、前記アノードパッドの出力シグナルからガンマ線反応点の体軸方向の位置を除く２次元位置を計算して第２の位置情報の２次元情報（ｘＴＰＣ、ｚＴＰＣ）とし、前記光電子増倍管の出力シグナルからガンマ線反応時刻ｔ０を求め、前記アノードパッドでの電離電子の到達時刻ｔと前記ガンマ線反応時刻ｔ０と電離電子の媒体中でのドリフト速度ｖとからガンマ線反応点の体軸方向の位置を求めて前記第２の位置情報の残りの１次元情報（ｙＴＰＣ）とし、前記第１の位置情報（ｘＰＭＴ、ｙＰＭＴ、ｚＰＭＴ）と前記第２の位置情報（ｘＴＰＣ、ｙＴＰＣ、ｚＴＰＣ）との一致を検証することを特徴とする請求項１記載のガンマ線検出器。
【請求項７】
被検体に投与された放射性同位元素から１８０度異なる方向に放出される２ガンマ線をそれぞれ検出し、この検出信号に基づいて放射性同位元素の体内濃度分布を計測するＰＥＴ装置であって、前記ガンマ線を検出するために請求項１に記載のガンマ線検出器を備えたことを特徴とするＰＥＴ装置。
【請求項８】
一方のガンマ線（γ１）の媒体内でのガンマ線反応点Ｐ１、そのガンマ線反応時刻Ｔ１、他方のガンマ線（γ２）の媒体内でのガンマ線反応点Ｐ２、そのガンマ線反応時刻Ｔ２をそれぞれ求め、前記ガンマ線反応点Ｐ１から前記ガンマ線反応点Ｐ２までの距離をＬとし、ガンマ線発生部位から他方のガンマ線反応点Ｐ２までの距離をＺとし、ガンマ線の伝搬速度をＶとして、距離Ｚを次式に基づいて計算し、
Ｚ＝Ｖ（Ｔ２−Ｔ１）／２＋Ｌ／２
前記ガンマ線反応点Ｐ１と前記ガンマ線反応点Ｐ２とを結ぶ線分上で前記ガンマ線反応点Ｐ２から前記ガンマ線反応点Ｐ１側へＺだけ離れた位置をガンマ線発生部位として特定することを特徴とする請求項７記載のＰＥＴ装置。
【請求項９】
同一の放射性同位元素から放出された２ガンマ線を決定するために、ガンマ線放出方向の一致性を判断することを特徴とする請求項７記載のＰＥＴ装置。
【請求項１０】
媒体中へ入射した一方のガンマ線（γ１）の第1のガンマ線反応点Ｐ１１と反跳電子のエネルギーＥ１１、および、当該第１のガンマ線反応点Ｐ１１でのコンプトン散乱によって発生した散乱ガンマ線の反応点となる第２のガンマ線反応点Ｐ１２と反跳電子のエネルギーＥ１２を求め、前記第１及び第２のガンマ線反応点Ｐ１１、Ｐ１２および、前記第１、第２のガンマ線反応点Ｐ１１、Ｐ１２における反跳電子のエネルギーＥ１１、Ｅ１２とからガンマ線放出方向を検出することを特徴とする請求項９記載のＰＥＴ装置。
【請求項１１】
請求項７記載のＰＥＴ装置と、磁気核共鳴を起こすための静磁界コイルを備えたＭＲＩ装置とを備えた核医学診断システムであって、前記ＰＥＴ装置を前記静磁界コイルの中間に配置したことを特徴とする核医学診断システム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、核医学診断において被検体からのガンマ線を検出するガンマ線検出器及びそれを用いたＰＥＴ装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
従来、核医学診断においては、生体に放射性同位元素（ＲＩ）を注入し、生体内のＲＩの濃度分布を１次元又は２次元検出器で捕らえ、病変部、血流量、脂肪酸代謝量等の有益な診断情報を取得する核医学診断装置が開発されている。【０００３】
核医学診断装置としては、被検体にシングルフォトン核種を注入して、そこから放出されるガンマ線を計数して断層濃度分布を再構成するＳＰＥＣＴ装置（ＳｉｎｇｌｅＰｈｏｔｏｎ  Ｅｍｉｓｓｉｏｎ  Ｃｏｍｐｕｔｅｄ  Ｔｏｍｍｏｇｒａｐｈｙ）、ポジトロン核種から１８０°方向に放出される一対のガンマ線をその同時性により捕らえて計数し、断層濃度分布を再構成するＰＥＴ装置（Ｐｏｓｉｔｒｏｎ  Ｅｍｉｓｓｉｏｎ  Ｃｏｎｐｕｔｅｄ  Ｔｏｍｍｏｇｒａｐｈｙ）がある。【０００４】
従来、核医学診断装置のガンマ線検出器として、ＢＧＯ，ＧＳＯ，ＬＳＯ等の結晶シンチレータ検出器が一般に用いられていた。結晶シンチレータ検出器は、高精度の時間及びエネルギー分解能を持つが、（反応）位置の分解能は結晶の大きさで制限されていた。特に、ガンマ線反応点の深さ方向（ＤＯＩ：ガンマ線放出方向）の位置分解能は、センチメートル程度であった。このため、視差による画質劣化があり、これを補うために画質の良いＣＴ装置と組合せる等の対策が講じられている。【０００５】
また、ガンマ線の反応位置のよい精度を持つものとしては、シリコンストリップを多層重ねた半導体検出器がある。半導体検出器は、十分な放射阻止能を得るためには１層の厚さ０．５ｍｍのシリコンストリップを少なくとも１００層以上重ねる必要がある。このため、装置の大型化に際して、多くの半導体素子と多くの読み出しチャンネル数が必要となり、高価なものとなる問題があった。【０００６】
一方、液体キセノン（Ｘｅ）、液体クリプトン（Ｋｒ）又は液体アルゴン（Ａｒ）をガンマ線の反応媒体に用いたガンマ線検出器をＰＥＴ装置に適用することが提案されている（例えば、特許文献１参照）。図１２（ａ）（ｂ）に示すように、特許文献１に記載された検出器モジュール１００は、液体キセノン１０４が充填された直方体形状の容器の側壁及び上面に多数の光電子増倍管１０２を配置し、側面に沿って上下方向に電界ワイヤ１０６を配設している。また、ガンマ線の入射面となる底面にコレクタパッド１１０を設置し、コレクタパッド１１０の媒体側にシャッタシステム１１２を設置している。【０００７】
上記検出器モジュール１００において、ガンマ線１５０がコレクタパッド１１０側から液体キセノン１０４に入射すると、ガンマ線１５０と液体キセノン１０４とが相互作用した相互作用点Ｐからシンチレーション光が生じると共にキセノン分子がイオン化して発光点近傍において電離電子が生じる。シンチレーション光は、光電子増倍管１０２によって検出される一方、電離電子は１ｋＶ／ｃｍのドリフト電界が設定された液体キセノン１０４中をコレクタパッド１１０に向けて一定速度で移動する。液体キセノン１０４内をドリフトした電離電子はシャッタシステム１１２を介してコレクタパッド１１０へ入射し、その入射位置が特定される。【０００８】
そして、複数の光電子増倍管１０２から出力されるシグナルを解析して、光が放出された反応時点と相互作用点Ｐの第１の３次元位置とを決定し、またコレクタパッド１１０へ入射した電離電子の入射位置から相互作用点Ｐの位置を２次元で特定し、光が検出された時点に対して電離電子の到達時点に基づき第２の３次元位置を決定する。
【特許文献１】特表２００５−５３２５６７号公報
【発明の開示】
【０００９】
しかしながら、上記検出器モジュール１００はガンマ線１５０の入射面にコレクタパッド１１０が配置されるので、ドリフト方向に一様電場を作るには、立方体のモジュール化が必要となり、被検体の全体を囲むように検出器モジュール１００を配置した場合モジュール間に隙間ができ、感度が低くなる。また、モジュール化（立方体）した場合には、コレクタパッド１１０のパッド数が増大して読出しチャネル数が増加する問題がある。
【００１０】
また、上記検出器モジュール１００を多数用いて一つのＰＥＴ装置を構成しようとすると、モジュール間に隙間ができ、不感領域が拡大して感度が下がる問題がある。また、検出器モジュール１００をモジュール化しないで一体もので作る場合は、ガンマ線１５０の入射方向と電離電子のドリフト方向とが同一方向であるので、検出器モジュール１００に一様電場を形成するのが困難であるといった問題がある。
【００１１】
本発明は、以上のような実情に鑑みてなされたものであって、電離電子検出側の読出しチャネル数の増加を抑制でき、また媒体中に一様電場の形成が容易で、エネルギーＭｅＶ領域のガンマ線の３次元位置、時間及びエネルギーの高分解能検出を実現できるガンマ線検出器及びそれを用いたＰＥＴ装置を提供することを目的とする。
【００１２】
本発明のガンマ線検出器は、ガンマ線が入射する主面を有し液体媒体が充填された媒体容器と、前記媒体容器においてガンマ線入射方向に対し交差方向の両端部に二次元状に配置された一対のアノードパッドと、前記一対のアノードパッド間に配置された中間電極と、前記媒体容器の主面と対向する対向面に二次元状に配置された複数の光電子増倍管と、前記アノードパッド及び前記光電子増倍管から出力されるシグナルから前記液体媒体中でのガンマ線反応点を同定する計測システムとを具備したことを特徴とする。
【００１３】
このように構成されたガンマ線検出器によれば、一対のアノードパッドがガンマ線入射方向に対し交差方向の両端部に配置され、アノードパッド間に中間電極を配置する構造としたので、中間電極を挟んで左右方向へ電離電子をドリフトさせるドリフト電界を生じさせることができ、媒体領域が被検体の外周全体を囲むようなフルスケールＰＥＴ装置を構成した場合にも主面全体にアノードパッドを設けるのに比べて大幅にアノード面積を縮小できる。また、左右一対のアノードパッドの中間に中間電極を配置するので、無分割の媒体でありながら電離電子のドリフト距離を短縮することができ、高い位置分解能を実現できる。さらに、ドリフト電界を生じさせるための中間電極への印加電圧は、ドリフト方向となる体軸方向の全長に対して、従来の半分の大きさの電圧で良いので、体軸方向への長尺化も容易となる。
【００１４】
また本発明は、上記ガンマ線検出器において、前記中間電極と一方のアノードパッドとの間で生じた電離電子を当該一方のアノードパッド方向へドリフトさせるドリフト電界を前記中間電極と一方のアノードパッドとの間に生成し、前記中間電極と他方のアノードパッドの間で生じた電離電子を当該他方のアノードパッド方向へドリフトさせるドリフト電界を前記中間電極と他方のアノードパッドとの間に生成することを特徴とする。
【００１５】
このように構成されたガンマ線検出器によれば、中間電極と一方のアノードパッドとの間で生じた電離電子を当該一方のアノードパッド方向へドリフトさせることができ、中間電極と他方のアノードパッドの間で生じた電離電子を当該他方のアノードパッド方向へドリフトさせることができる。
【００１６】
また本発明は、上記ガンマ線検出器において、前記中間電極に負の高電圧を印加し、前記一対のアノードパッドをアース電位としたことを特徴とする。
【００１７】
このように構成されたガンマ線検出器によれば、中間電極に負の高電圧を印加し、前記一対のアノードパッドをアース電位としたので、中間電極と一方のアノードパッドとの間で生じた電離電子を当該一方のアノードパッド方向へドリフトさせるドリフト電界を生成でき、中間電極と他方のアノードパッドの間で生じた電離電子を当該他方のアノードパッド方向へドリフトさせるドリフト電界を生成できる。
【００１８】
上記ガンマ線検出器において、前記媒体容器には、液体キセノン（Ｘｅ）、液体クリプトン（Ｋｒ）又は液体アルゴン（Ａｒ）のいずれかが液体媒体として充填されることが望ましい。また、前記媒体容器は、被検体が配置される空間が中央部に形成される筒体形状をなし、ガンマ線放出方向に所定の厚さを有する構造とすることができる。
【００１９】
また本発明は、上記ガンマ線検出器において、前記計測システムにおいて、前記光電子増倍管の出力シグナルからガンマ線反応点の３次元位置を第１の位置情報（ｘＰＭＴ、ｙＰＭＴ、ｚＰＭＴ）として計算で求め、前記アノードパッドの出力シグナルからガンマ線反応点の体軸方向の位置を除く２次元位置を計算して第２の位置情報の２次元情報（ｘＴＰＣ、ｚＴＰＣ）とし、前記光電子増倍管の出力シグナルからガンマ線反応時刻ｔ０を求め、前記アノードパッドでの電離電子の到達時刻ｔと前記ガンマ線反応時刻ｔ０と電離電子の媒体中でのドリフト速度ｖとからガンマ線反応点の体軸方向の位置を求めて前記第２の位置情報の残りの１次元情報（ｙＴＰＣ）とし、前記第１の位置情報（ｘＰＭＴ、ｙＰＭＴ、ｚＰＭＴ）と前記第２の位置情報（ｘＴＰＣ、ｙＴＰＣ、ｚＴＰＣ）との一致を検証することを特徴とする。
【００２０】
このように構成されたガンマ線検出器によれば、光電子増倍管の出力シグナルから計算した第１の位置情報（ｘＰＭＴ、ｙＰＭＴ、ｚＰＭＴ）とアノードパッドの出力シグナルおよび光電子増倍管の出力シグナルから求めたガンマ線反応時刻ｔ０とから計算した第２の位置情報（ｘＴＰＣ、ｙＴＰＣ、ｚＴＰＣ）との一致を検証することにより、バックグラウンドを排除することができ、高い検出精度を実現することができる。
【００２１】
また本発明は、被検体に投与された放射性同位元素から１８０度異なる方向に放出される２ガンマ線をそれぞれ検出し、この検出信号に基づいて放射性同位元素の体内濃度分布を計測するＰＥＴ装置であって、前記ガンマ線を検出するために上記ガンマ線検出器を備えたことを特徴とする。
【００２２】
また本発明は、上記ＰＥＴ装置において、一方のガンマ線（γ１）の媒体内でのガンマ線反応点Ｐ１、そのガンマ線反応時刻Ｔ１、他方のガンマ線（γ２）の媒体内でのガンマ線反応点Ｐ２、そのガンマ線反応時刻Ｔ２をそれぞれ求め、前記ガンマ線反応点Ｐ１から前記ガンマ線反応点Ｐ２までの距離をＬとし、ガンマ線発生部位から他方のガンマ線反応点Ｐ２までの距離をＺとし、ガンマ線の伝搬速度をＶとして、距離Ｚを次式に基づいて計算し、
Ｚ＝Ｖ（Ｔ２−Ｔ１）／２＋Ｌ／２
前記ガンマ線反応点Ｐ１と前記ガンマ線反応点Ｐ２とを結ぶ線分上で前記ガンマ線反応点Ｐ２から前記ガンマ線反応点Ｐ１側へＺだけ離れた位置をガンマ線発生部位として特定することを特徴とする。
【００２３】
このように構成された本発明によれば、媒体内でのガンマ線反応点Ｐ１、Ｐ２及びガンマ線反応時刻Ｔ１、Ｔ２が、上記ガンマ線検出器の計測システムで計算され、三次元位置分解能の高いガンマ線検出器の測定データに基づいてガンマ線発生部位を特定することができる。
【００２４】
また本発明は、上記ＰＥＴ装置において、同一の放射性同位元素から放出された２ガンマ線を決定するために、ガンマ線放出方向の一致性を判断することを特徴とする。
【００２５】
このように構成されたＰＥＴ装置によれば、同一の放射性同位元素から放出された２ガンマ線を決定するために、ガンマ線放出方向の一致性を判断するので、他の放射性同位元素から放出されたガンマ線との区別が可能になり、放射性同位元素の位置特定の精度を向上することができる。
【００２６】
上記ＰＥＴ装置において、媒体中へ入射した一方のガンマ線（γ１）の第1のガンマ線反応点Ｐ１１と反跳電子のエネルギーＥ１１、および、当該第１のガンマ線反応点Ｐ１１でのコンプトン散乱によって発生した散乱ガンマ線の反応点となる第２のガンマ線反応点Ｐ１２と反跳電子のエネルギーＥ１２を求め、前記第１及び第２のガンマ線反応点Ｐ１１、Ｐ１２および、前記第１、第２のガンマ線反応点Ｐ１１、Ｐ１２における反跳電子のエネルギーＥ１１、Ｅ１２とからガンマ線放出方向を検出するように構成することができる。
【００２７】
また、本発明の核医学診断システムは、上記いずれかのＰＥＴ装置と、磁気核共鳴を起こすための静磁界コイルを備えたＭＲＩ装置とを備え、前記ＰＥＴ装置を前記静磁界コイルの中間に配置したことを特徴とする。
【００２８】
このように構成された核医学診断システムによれば、システム全体の小型化を図ることができると共にＰＥＴ診断とＭＲＩ診断とを並列して実施でき、診断時間の短縮を図ることもできる。
【００２９】
本発明によれば、電離電子検出側の読出しチャネル数の増加を抑制できて、エネルギーＭｅＶ領域のガンマ線の３次元位置、時間及びエネルギーの高分解能検出を実現できる。
【図面の簡単な説明】
【００３０】
【図１】本発明の一実施の形態に係るＰＥＴ装置の体軸方向と垂直な断面図
【図２】上記一実施の形態に係るＰＥＴ装置の概略的な斜視図
【図３】（ａ）上記一実施の形態における液体キセノンＴＰＣ検出器の体軸方向と直交方向断面の模式図、（ｂ）液体キセノンＴＰＣ検出器の体軸方向と平行方向断面の模式図
【図４】中間電極で仕切られた媒体領域の一方の立体的な構造を示す模式図
【図５】光電子増倍管から読み出されるシグナルの処理システムを示す図
【図６】光電子増倍管のシグナル総和の包絡線とトリガ用閾値との関係を示す図
【図７】アノードパッドから取り出されるシグナルの処理システムを示す図
【図８】２つのガンマ線が１８０度方向の異なる媒体領域に入射した様子を示す模式図
【図９】ガンマ線放出方向の同定方法を説明するための説明図
【図１０】複数ユニットを体軸方向に直列配置したガンマ線検出器の模式図
【図１１】ＭＲＩ装置とＰＥＴ装置とを組合わせたシステムの概略図
【図１２】（ａ）従来のガンマ線検出器の立体的な模式図、（ｂ）従来のガンマ線検出器を側面から見た模式図
【発明を実施するための最良の形態】
【００３１】
以下、本発明の一実施の形態について図面を参照しながら具体的に説明する。
図１は本発明の一実施の形態に係るＰＥＴ装置の垂直断面図、図２は本実施の形態に係るＰＥＴ装置の外観図である。液体キセノンＴＰＣ検出器１は、円筒状の検出器外壁を形成する外筒体１ａと、外筒体１ａよりも小径の円筒状の検出器内壁を形成する内筒体１ｂとを備えている。液体キセノンＴＰＣ検出器１の外筒体１ａと内筒体１ｂとの間に形成された円筒状の空間に液体キセノン２が充填されている。この液体キセノン２が充填される円筒状の空間を媒体領域Ｓと呼称するものとする。被検体３を載せて体軸方向へ相対移動可能なベッド４は、内筒体１ｂの内側の円筒状の空間に設置される。また、液体キセノン２に接している外筒体１ａの内面には光電子増倍管（ＰＭＴ）５が全面に設置されている。円筒状をなす液体キセノンＴＰＣ検出器１の体軸方向の両端部に、後述するアノードパッドがそれぞれ設置されている。外筒体１ａの上部にはサービスポート６が設けられており、サービスポート６に液体窒素を使わない無冷媒型の冷凍機７が装着されている。冷凍機７は液体キセノン２の冷却に用いられる。【００３２】
図３（ａ）は液体キセノンＴＰＣ検出器１を体軸方向と直交する方向に切断した断面の模式図であり、図３（ｂ）は液体キセノンＴＰＣ検出器１を体軸方向に切断した断面の模式図である。【００３３】
図３（ｂ）に示すように、液体キセノンＴＰＣ検出器１の外筒体１ａと内筒体１ｂとの間に形成された媒体領域Ｓは、媒体領域Ｓの体軸方向の中央において円周方向に沿って設けられた中間電極１０により左右に分離されている。【００３４】
円筒状をなす媒体領域Ｓの左側の端面には電極群で構成されるアノードパッド１１が設けられている。また、円筒状をなす媒体領域Ｓの右側の端面には電極群で構成されるアノードパッド１２が設けられている。すなわち、媒体領域Ｓがその中央部において中間電極１０により左右に仕切られた状態となり、中間電極１０の両面に対してアノードパッド１１、１２がそれぞれ対向配置されている。【００３５】
中間電極１０で仕切られた媒体領域２の一方の側（左側）２ａで発生する電離電子が左側端部に設けられたアノードパッド１１側へドリフトするように、中間電極１０、アノードパッド１１間に電圧が印加される。また、中間電極１０で仕切られた媒体領域２の他方の側（右側）２ｂで発生する電離電子が右側端部に設けられたアノードパッド１２側へドリフトするように、中間電極１０、アノードパッド１２間に電圧が印加される。例えば、左右のアノードパッド１１、１２を接地して０Ｖとし、中間電極１０に負の高電圧を印加することにより、媒体領域２ａ，２ｂ内に生じた電離電子をそれぞれの方向へドリフトさせるドリフト電界を生じさせることができる。【００３６】
図３（ａ）に示すように、円筒状をなす液体キセノンＴＰＣ検出器１の径方向がガンマ線放出方向（ＤＯＩ）となる。液体キセノン２中に発生した電離電子のドリフト方向（図中矢印方向）は体軸方向と一致するので、ドリフト方向とガンマ線放出方向（ＤＯＩ）とは概ね直交する関係となる。【００３７】
このように、電離電子のドリフト方向とガンマ線放出方向（ＤＯＩ）とが概ね直交する関係にあるので、電離電子を集電するアノードパッドの面積を特許文献１のものに比べて大幅に縮小することができる。しかも、ガンマ線とキセノン分子とが反応したガンマ線反応点からアノードパッド１１又は１２までは無分割であるので、結晶シンチレータで問題となった不感領域が全く存在しないガンマ線検出器が実現される。また、媒体領域Ｓの体軸方向の中間部に中間電極１０を配置し、中間電極１０を中心にして左右両側へ電離電子をドリフトさせるようにしたので、中間電極１０に印加すべき高電圧を抑制できる利点があり、媒体領域Ｓの体軸方向の長尺化が可能である。【００３８】
なお、図３（ａ）（ｂ）では説明の都合でアノードパッド１１、１２の電極面及び光電子増倍管５の光電面が液体キセノン２ａ，２ｂと接していないように示されているが、実際には液体キセノン２ａ，２ｂ中に露出して接しているものとする。【００３９】
本実施の形態では、液体キセノンＴＰＣ検出器１の媒体領域Ｓは、基準容量を１４０Ｌ（リットル）、径方向（ＤＯＩ）の寸法を９ｃｍ、体軸方向の長さ（ＦＯＶ）を４８ｃｍとしている。内筒体１ｂの直径となる検出器内径は８８ｃｍとした。エネルギー５１１ｋｅＶのガンマ線の検出効率は、上記したＤＯＩ＝９ｃｍで９３％である。【００４０】
光電子増倍管５のサイズは２．８ｃｍ×２．８ｃｍ（光電面の外形）であり、３ｃｍ×３ｃｍの領域に１つ配置される。上記した通り光電子増倍管５の光電面は媒体領域Ｓ中に配置される。光電子増倍管５は円柱状をなす外筒体１ａの円周方向に１１２本、体軸方向に１６本の合計１７９２本を配置している。これにより、シンチレーション光の位置分解能（ＦＷＨＭ）は少なくとも２ｃｍが期待される。【００４１】
左右のアノードパッド１１、１２は同一構造を有している。一方のアノードパッド１１は、媒体領域Ｓの体軸方向の一方の端面形状に合わせて、内径が８８ｃｍ、幅９ｃｍの円環状をなしており、総面積が２．９×１０５ｍｍ２である。アノードパッド１１は、１つのサイズが３ｍｍ×３ｍｍのパッド電極を３．２×１０４個配置しており、ドリフトしてアノードパッド１１に到達した電離電子のシグナルがパッド電極毎に検出される。すなわち、電離電子が到達して検出されたパッド電極の位置が、当該電離電子のドリフト開始点となるガンマ線反応点の位置座標として扱うことができる。【００４２】
なお、パッド電極のサイズは読出し用のフロントエンド・エレクトロニクスチップの仕様で決めることができる。本例では１チップで１６個又は３２個のパッド電極からシグナルを読み出すようにしている。このように構成されるアノードパッド１１の位置分解能（ＦＷＨＭ）は少なくとも１．０ｍｍ程度となる。【００４３】
もう一方のアノードパッド１２は、上記アノードパッド１１と同一構成であり、同じ位置分解能を有する。【００４４】
また、本実施の形態では、中間電極１０から一方のアノードパッド１１に掛けて４８ｋＶ／２４ｃｍの電場を設定している。中間電極１０から一方のアノードパッド１１に向けた電離電子のドリフト時間は最大で１０４μｓｅｃ／２４ｃｍであり、ドリフト速度は２．３ｍｍ／μｓｅｃである。中間電極１０からもう一方のアノードパッド１２に掛けても４８ｋｅＶ／２４ｃｍの電場を作っており、ドリフト時間、ドリフト速度も同じである。左右のアノードパッド１１、１２を同一のグラウンドに接続することにより、簡単な構成で左右の媒体領域２ａ，２ｂに同一のドリフト電界を生成することができる。【００４５】
図４は中間電極１０で仕切られた媒体領域Ｓの一方における光電子増倍管５、アノードパッド１２及び中間電極１０の配置関係を立体的に示した模式図である。実際には、媒体領域Ｓは円周方向に沿って所定の曲率で湾曲している。仕切り板電極１０に−４８ｋＶの高電圧を印加し、アノードパッド１２を０Ｖにすることで、電離電子は２ｋＶ／ｃｍの電場が設定された媒体領域Ｓ中を矢印方向へドリフトしてアノードパッド１２へ投射される。電離電子が入射したパッド電極のｘｚ座標が位置情報として得られる。また、電離電子のドリフト開始点となるｙ座標がドリフト時間及び媒体Ｓ中でのドリフト速度から求められる。ドリフト開始時間となるガンマ線反応時刻ｔ０については、後述するように光電子増倍管５の出力シグナルから高精度に計測できる。
なお、上記した液体キセノンＴＰＣ検出器１の各部の数値は一例であり、用途、目的に応じて最適化される。【００４６】
次に、液体キセノンＴＰＣ検出器１の媒体領域Ｓにおけるガンマ線反応点の同定方法について説明する。【００４７】
被検体３内での陽電子消滅で放出方向が１８０度異なる２ガンマ線が発生する。図１に示すように、被検体３の外周が液体キセノンＴＰＣ検出器１の媒体領域Ｓで囲まれており、ガンマ線はガンマ線放出方向にある内壁面（内筒体１ｂ）より媒体領域Ｓに入射する。【００４８】
ガンマ線(エネルギー５１１ｋｅＶ)の液体キセノン２中での反応の割合は、７８％がコンプトン散乱であり、残りの２２％が光電効果(photoelectric)である。本実施の形態のように、厚さ９ｃｍの液体キセノン２ではガンマ線の９３％が反応を起こす。光電効果によって発生した電子はキセノン分子の電離でエネルギーを失い、０．５ｍｍ程度のレンジを持っている。５１１ｋｅＶの総電離エネルギーに対して約３００００個の電子・イオン対が生成される。また、キセノン分子の励起により、波長１７５ｎｍのシンチレーション光が約２２０００光子数／５１１ｋｅＶの割合で放出される。このシンチレーション光の減衰時間は２ｎｓ,３０ｎｓと非常に速い。【００４９】
媒体領域Ｓで発光したシンチレーション光は、ガンマ線放射方向に媒体中を伝搬して、所定の拡がりを持った状態で複数の光電子増倍管５の光電面に入射する。【００５０】
図５は光電子増倍管５から読み出されるシグナルの処理システムを示す図である。外筒体１ａの外周面に設置された１７９２本の光電子増倍管５は、円周方向に１４分割して１４グループに分けられている。１個で１２８本のシグナルを処理するシグナル読出回路２１が１４個並列に設置されている。シグナル読出回路２１は、３００ＭＨｚ、８ビットで１２８チャネルのフラッッシュＡＤＣで構成されている。【００５１】
１２８本の光電子増倍管５から出力されるシグナルは、１２８チャネルのフラッシュＡＤＣ２１でパラレルにデジタル化されて第１の位置同定回路２２へ入力される。第１の位置同定回路２２は、１つ又は複数のＦＰＧＡ（フィールド・プログラマブル・ゲート・アレイ）で構成することができる。【００５２】
第１の位置同定回路２２では、次のような演算処理が実行される。１グループに属する１２８本の光電子増倍管５（１グループ）から出力されるシグナルの波形データ(ｐｉ)からベースラインレベルを差し引き、ホワイトノイズ等をベースラインレベルでカットする。ベースラインレベルを差し引いた波形データ(ｐｉ)からシグナルのパルス高を計算する。１グループの波形データ(ｐｉ)の総和(Σｐｉ)を計算してグループ単位エネルギー(Σｐｉ＝ＥＰＭＴ-Ｇ)を計算する。また、１ガンマ線エネルギー（５１１ｋｅＶ）に基づいてガンマ線同定のための閾値を予め定めておく。閾値に定めた最小エネルギー（Ｅmin)とグループ単位エネルギー(Σｐｉ＝ＥＰＭＴ-Ｇ)とを比較し、最小エネルギー（Ｅmin)よりもグループ単位エネルギーが大きければガンマ線であると判定する。【００５３】
第１の位置同定回路２２には、全てのグループの光電子増倍管５（１グループ）から出力されるシグナルが入力される。上記同様に、各シグナルの波形データ(ｐｉ)からベースラインレベルを差し引き、グループ単位で波形データ(ｐｉ)の総和(Σｐｉ＝ＥＰＭＴ-Ｇ)を計算する。【００５４】
ＰＥＴ装置では、被検体３から２ガンマ線が１８０度異なる方向に放出されるので、もう一つのガンマ線がほぼ同時刻（例えば１０ｎｓｅｃ以内）に１８０度異なる方向に存在する媒体領域Ｓに入射してシンチレーション光が発光している。したがって、ほぼ同時刻（例えば１０ｎｓｅｃ以内）に２つのグループ（隣接グループを除く）のグループ単位エネルギー(Σｐｉ＝ＥＰＭＴ-Ｇ)が最小エネルギー（Ｅmin)を超えていれば、その２つのグループで観測されたイベントをガンマ線であると判定することができる。【００５５】
第１の位置同定回路２２では、上記したように所定時間（例えば１０ｎｓｅｃ）以内にＥＰＭＴ-Ｇ＞Ｅminとなる２つのイベント（グループ）を検出した場合、当該２つのグループについてガンマ線反応点Ｐ及び反応時刻ｔ０をそれぞれ求める。【００５６】
図４に示すように、光電子増倍管５の配置位置はｘｙ平面上のｘｙ座標となる。したがって、媒体領域Ｓ内のガンマ線反応点Ｐで発光したシンチレーション光を光電子増倍管５で検出すればｘ及びｙ方向それぞれへの射影分布が検出されることになる。シンチレーション光のｘ及びｙ方向それぞれへの射影分布からガンマ線反応点のｘ座標及びｙ座標を求めることができる。具体的には、ｘ、ｙ位置は各シグナルのパルス高による加重平均で計算される。【００５７】
また、媒体領域Ｓ内で発光したシンチレーション光は距離に応じて拡散する。光電子増倍管５のシグナルからシンチレーション光の拡がりを検出することによりガンマ線反応点のｚ座標（ＤＯＩ）を求めることができる。具体的は、ｚ座標はパルス高の分散関数（Ｄ）から計算される。【００５８】
また、第１の位置同定回路２２では媒体領域Ｓにおけるキセノン分子とガンマ線との反応時刻ｔ０を求めている。キセノン分子とガンマ線との反応によるシンチレーション光検出時における全グループの光電子増倍管５のシグナル総和(Σｐｉ＝ＥＰＭＴ)は、図６に示すような包絡線を示す。光電子増倍管５のシグナル総和のピーク時よりも所定時間手前が反応時刻ｔ０となる。そこで、第１の位置同定回路２２は、シグナル総和の予想ピーク値よりも少し手前でトリガを発生させるトリガ用閾値を設定している。シグナル総和(Σｐｉ＝ＥＰＭＴ)がトリガ用閾値を超えた時点で時刻ｔ０を示す反応時刻トリガを出力する。【００５９】
このようにして、第１の位置同定回路２２は、シンチレーション光を検出してガンマ線反応点Ｐの３次元位置（ｘＰＭＴ、ｙＰＭＴ、ｚＰＭＴ）を求めてＳＲＡＭ２３へ記録する。また、媒体領域Ｓでのキセノン分子とガンマ線との反応時刻ｔ０をＳＲＡＭ２３へ記録する。さらに、ガンマ線検出時におけるシンチレーション光から計算したエネルギー総和ＥＰＭＴをＳＲＡＭ２３へ記録する。【００６０】
また、第１の位置同定回路２２は、上記の通り１グループのシグナル総和からガンマ線のイベントを検出した場合、当該グループの光電子増倍管５にシンチレーション光が到達した時刻を計測する。ＰＥＴ装置の場合、２つのガンマ線が１８０度異なる方向へ放出されるので、一方のグループの光電子増倍管５にシンチレーション光が到達した時刻をＴ１とし、もう一方のグループの光電子増倍管５にシンチレーション光が到達した時刻をＴ２として同時計数回路へ出力する。【００６１】
次に、媒体領域Ｓ中に生成された電離電子をアノードパッド１１又は１２へドリフトさせてガンマ線反応点Ｐを同定する動作について説明する。【００６２】
上記の通り、本実施の形態では、媒体領域Ｓの体軸方向の中間に中間電極１０が設けられており、中間電極１０から左右両方向へ２４ｃｍ離れた媒体端部にアノードパッド１１，１２が設けられている。中間電極１０に−４８ｋＶの負の高電圧を印加し、左右両端部のアノードパッド１１，１２に０ｋＶの電圧をかけ、側面に設けられたフィールドケージにより、２ｋＶ／ｃｍの一様な電場が媒体領域Ｓに形成される。フィールドケージは光電子増倍管５でのシンチレーション光の受光を妨げないように製作される。【００６３】
上記した通り、ガンマ線が媒体領域Ｓに入射してキセノン分子とガンマ線とが反応して電子・イオン対が生成される。生成された電離電子は２ｋＶ／ｃｍの一様な電場中をアノードパッド１１又は１２に向かって一定速度ｖでドリフトする。中間電極１０とアノードパッド１１又は１２との対向方向は体軸方向と一致するｙ方向となる。電離電子のドリフト方向はガンマ線の媒体領域Ｓへの入射方向とは概ね直交する方向となる。媒体領域Ｓで生成された電離電子はｙ方向に２．３ｍｍ／μｓｅｃの速度ｖでドリフトするので、最長２４ｃｍのドリフト時間は１０３μｓｅｃである。液体キセノン２中の拡散は２４ｃｍドリフト時に１ｍｍ程度である（T.Doke et al., NIM 196 (1992), 87 )。アノードパッド１１，１２のパッド電極のサイズは３×３ｍｍ２としているので、パッド電極サイズに応じた位置分解能を得ることができる。【００６４】
また、アノードパッド１１，１２から取り出されるシグナルからガンマ線エネルギーを得る上で重要なパラメータは、電離電子の減衰長(attenuation length) である。液体キセノンの純化により、すなわち０．１ｐｐｂ以下の不純物(Ｏ２,Ｈ２Ｏなど）混入で、２ｍ以上の減衰長が得られる(M.Ichige et al., NIM A333 (1993) 355)。【００６５】
本実施の形態では、媒体領域Ｓを形成する液体キセノン２を液化するために、無冷媒型の冷凍機７を備えている。液体キセノン２を純化して所要の減衰長を実現している。【００６６】
したがって、本実施の形態によれば、不純物濃度を０．１ｐｐｂオーダー以下といった高純度を実現することにより、不純物によって発生した電荷が減少してしまい、大型のチェンバーでは同じエネルギーのガンマ線が入射しても反応場所によって信号の大きさが異なってしまうといった不具合を防止できる。【００６７】
図７は、アノードパッド１１，１２から取り出されるシグナルの処理システムを示す図である。左右のアノードパッド１１，１２は、それぞれ３．２×１０４個のパッド電極で構成されている。１つのＣＭＯＳフロントエンド３１で１６個のパッド電極の読出しを行い、片側で２０１４個のＣＭＯＳフロントエンド３１を設けて全てのパッド電極（３．２×１０４個）から並列に読み出し可能に構成している。各ＣＭＯＳフロントエンド３１の出力（１６シグナル）は並列に第２の位置同定回路３３へ出力されると共に１６シグナルの総和（Σｐｉ）がシグナル読出回路３２を経由して第２の位置同定回路３３へ出力される。シグナル読出回路３２はＦＡＤＣで構成することができる。【００６８】
すなわち、３．２×１０４個のパッド電極からのシグナルは、ＣＭＯＳフロントエンド３１に用いたＡＳＩＣ(Application Specific Integrated Circuit)で増幅とデジタル処理が行われる。一つのアノードパッドには数１０００個以上の電離電子が収集される。したがって、増幅器のノイズは数１００個程度の電子に抑えられなければならない。ＣＭＯＳフロントエンド３１を構成するＡＳＩＣチップは１．２×１．２ｃｍ２の大きさで、１６チャンネル含まれ、３×３ｍｍ２のパッド電極サイズと一致している。ＡＳＩＣチップからは、入力パルス高（ｐｉ）に比例するパルス幅（ｗｉ）をもつＬＶＤＳ(low voltage differential signaling)のデジタル信号がチャンネル毎に出力される。加えて、１６チャンネルのパルスの和のアナログ信号（パルス波形）も出力される。アナログ信号はシグナル読出回路３２を経由し、デジタル信号は直接、第２の位置同程回路３３に送られる。【００６９】
第２の位置同定回路３３は、１つ又は複数のＦＰＧＡで構成することができる。本実施の形態では４８個のＦＰＧＡで第２の位置同定回路３３を構成する。第２の位置同程回路３３では、光電子増倍管５のシグナルに対して行った処理と同様に、全シグナルの総和（Σｗｉ＝ＥＴＰＣ）を計算し、このシグナル総和（Σｗｉ）による加重平均でｘ、ｚ座標（ｘＴＰＣ、ｚＴＰＣ）が計算される。位置分解能は０．５ｍｍ〜１ｍｍ程度である。【００７０】
電離電子のドリフト開始点のｙ座標の計算は、ドリフト時間（ｔ−ｔ０）、ドリフト速度ｖから、ｙ＝ｖ（ｔ−ｔ０），ｔ＞ｔ０で計算される。ガンマ線反応時刻ｔ０は、第１の位置同定回路２２において計算された値である。第１の位置同定回路２２において得られる時刻ｔ０は、シンチレーション光から計算されるために非常に高精度であるので、タイムスタンプとして利用する。また、ドリフト速度ｖは既知のパラメータである。したがって、電離電子がアノードパッド１１又は１２に到達した時刻ｔを計測すれば、第１の位置同定回路２２においてシンチレーション光に基づいて計算されたｙ座標（ｙＰＭＴ）よりも高精度なｙ座標（ｙＴＰＣ）を得ることができる。【００７１】
ここで、第１の位置同定回路２２においてガンマ線反応点Ｐの３次元位置（ｘＰＭＴ、ｙＰＭＴ、ｚＰＭＴ）が求められ、第２の位置同定回路２２においてガンマ線反応点Ｐの３次元位置（ｘＴＰＣ、ｙＴＰＣ、ｚＴＰＣ）が求められた。理想的には、両者は同じガンマ線反応点Ｐを求めた座標であるので（ｘＰＭＴ、ｙＰＭＴ、ｚＰＭＴ）と（ｘＴＰＣ、ｙＴＰＣ、ｚＴＰＣ）とは一致する。そこで、バックグランドを排除するために、ｘＰＭＴ−ｘＴＰＣの絶対値、ｙＰＭＴ−ｙＴＰＣの絶対値、ｚＰＭＴ−ｚＴＰＣの絶対値を計算する。絶対値が小さい程（理想的には絶対値＝０）、ガンマ線反応点である確率が高くなる。そこで、第２の位置同定回路３２では、絶対値が所定値以下となるものだけをガンマ線反応点の位置座標情報として採用する。【００７２】
このように、第１の位置同定回路２２において計算された３次元位置（ｘＰＭＴ、ｙＰＭＴ、ｚＰＭＴ）と、第２の位置同定回路２２において計算された３次元位置（ｘＴＰＣ、ｙＴＰＣ、ｚＴＰＣ）とを比較してバックグラウンドをフィルタリングするので、バックグラウンドの影響を排除して高精度の位置情報を取得することができる。電離電子のドリフト時間は非常に長いので（例えば、１００μｓｅｃ）、その間にパッド電極で検出されるバックグランドを効果的に除去することができ、上記フィルタリング処理はＰＥＴ装置において極めて有効である。【００７３】
次に、液体キセノンＴＰＣ検出器１において同時に検出された２つの２ガンマ線（γ１、γ２）の発生位置の同定法について説明する。【００７４】
図８は、被検体３の所定部位Ｇから発生した２つのガンマ線が１８０度異なる方向に放出されて液体キセノンＴＰＣ検出器１の媒体領域Ｓにそれぞれ入射した様子を示す模式図である。同図に示すように、被検体３の所定部位Ｇでの２ガンマ線の発生時刻をＴ０とする。一方のガンマ線（γ１）の媒体領域Ｓ内でのガンマ線反応点をＰ１とし、そのガンマ線反応時刻をＴ１とする。他方のガンマ線（γ２）の媒体領域Ｓ内でのガンマ線反応点をＰ２とし、そのガンマ線反応時刻をＴ２とする。一方のガンマ線反応点Ｐ１から他方のガンマ線反応点Ｐ２までの距離をＬとし、ガンマ線発生部位Ｇから他方のガンマ線反応点Ｐ２までの距離をＺとする。ガンマ線の伝搬速度をＶとする。【００７５】
距離Ｚは次式に基づいて計算することができる。
Ｚ＝Ｖ（Ｔ２−Ｔ１）／２＋Ｌ／２
Ｐ１とＰ２を結ぶ線分上でＰ２からＰ１側へＺだけ離れた位置がガンマ線発生部位Ｇとして特定される。【００７６】
ところで、Ｐ１とＰ２の組み合わせを誤ると、ガンマ線発生部位Ｇの正確な位置を知ることができない。ところが、ＰＥＴ装置では、複数個所から略同時刻にガンマ線が放出される可能性があり、同一のガンマ線発生部位Ｇから放出されたガンマ線（γ１、γ２）のペアを特定する必要がある。【００７７】
本実施の形態では、同一のガンマ線発生部位Ｇから放出された２ガンマ線を特定するために、双方のガンマ線の放出方向を求め、双方のガンマ線放出方向が一致することをＰ１とＰ２の組み合わせを選定する際の条件としている。【００７８】
図９を参照してガンマ線放出方向の同定方法を説明する。
ガンマ線（γ１）が媒体領域Ｓに入射してキセノン分子と反応してシンチレーション光が発生すると共に反跳電子に沿って電離電子が生成される。上述したように、このときのシンチレーション光に基づいて特定した位置情報と電離電子群をアノードパッドにドリフトさせて検出した位置情報とから正確なガンマ線反応点Ｐ１１と反跳電子のエネルギーＥ１１を求めている。反跳電子のエネルギーＥ１１は電離電子の総量とそれに対応するシンチレーション光量より求められる。【００７９】
また、ガンマ線反応点Ｐ１１においてコンプトン散乱が生じる。このコンプトン散乱に伴ってガンマ線（γ１）の放出方向に対して散乱角θで散乱ガンマ線が発生し、この散乱ガンマ線が媒体中でキセノン分子と反応してシンチレーション光を生じると共に電離電子を生成する。散乱ガンマ線とキセノン分子との反応点Ｐ１２と反跳電子のエネルギーＥ１１を上記同様にしてシンチレーション光及び電離電子から求める。そして、１回目の反応点Ｐ１１と反跳電子のエネルギーＥ１１、および、散乱角θと、２回目の反応点Ｐ１２と反跳電子のエネルギーＥ１２とが求められたならば、これらから第１のガンマ線反応点Ｐ１１に於けるコンプトン散乱の散乱角θが求まり、入射ガンマ線（γ１）の放出方向が求まる。【００８０】
もう一方のガンマ線（γ２）についても、同様にしてガンマ線放出方向を求めることができる。そして、同時期に検出されたガンマ線の中から双方のガンマ線（γ１、γ２）の放出方向が一致する２つのガンマ線を特定する。【００８１】
本発明は、上記一実施の形態に限定されるものではなく、本発明の要旨を逸脱しない範囲で種々変形実施可能である。【００８２】
例えば、図１０に示すように、媒体領域Ｓを左右に分離するように配置された中間電極電極（１０Ａ）と、中間電極（１０Ａ）の左右に媒体を挟んで対向配置されるアノードパッド（１１Ａ）（１１Ｂ）とからなる構造を１ユニット（１Ａ）として、これに隣接して同一構造の別ユニット（１Ｂ）を配置する構造としても良い。【００８３】
このように、複数ユニット１Ａ，１Ｂを体軸方向に直列配置することにより、仕切り電極（１０Ａ、１０Ｂ）に印加する電圧を高電圧化することなく、媒体領域Ｓを体軸方向へ容易に延伸させることができる。【００８４】
また、媒体領域Ｓは必ずしも真円の円筒形でなくても良く、高電圧が印加される電極を挟んで左右にアノードパッドが配置された構造であれば良い。例えば、中央部が空洞となった楕円形状、又は半円筒形状であっても良い。【００８５】
また、ガンマ線の反応媒体は、液体キセノン（Ｘｅ）に限定されるものでは無く、ガンマ線と反応して発光し、光透過性があり、電離電子をドリフト可能な媒体であれば良く、液体クリプトン（Ｋｒ）又は液体アルゴン（Ａｒ）等の希ガス媒体を用いることもできる。【００８６】
図１１は既存のＭＲＩ装置と本発明のＰＥＴ装置とを組合わせて同時診断可能にしたシステムの概略図である。【００８７】
ＭＲＩ装置は、磁気核共鳴を起こすための静磁界コイル４１、図示していないプロトンに位置情報をエンコードするための傾斜磁場コイル及び吸収させる電磁波照射と放出信号の検出に用いられるＲＦコイル等で構成されている。【００８８】
静磁界コイル４１は、被検体３を中央部に配置可能に半円状に湾曲しており、その間に挟まれるように上記実施の形態に係るＰＥＴ装置４０が配置されている。静磁界コイル４１の周囲には放射断熱シールド４２が設けられている。そして、静磁界コイル４１の周囲にサービスポート４３から導入された冷媒を充填し、冷凍機４４で冷却するように構成されている。【００８９】
以上のように構成されたシステムにおいて、静磁界コイル４１により発生した静磁場により被検体３内で磁気核共鳴を起こし、ＲＦコイルで生成したＲＦパルスをＲＦ受信系で検出してコンピュータ解析する。このＭＲＩ検査と並行してＰＥＴ装置４０を動作させてガンマ線検出を行う。【００９０】
このようなシステムによれば、静磁界コイル４１の間にＰＥＴ装置４０を配置することにより、ＭＲＩ装置とＰＥＴ装置による同時診断の可能性がある。
【産業上の利用可能性】
【００９１】
本発明は、ガンマ線と媒体とが反応して生じるシンチレーション光の検出及び電離電子の検出を併用してガンマ線反応位置を特定するＰＥＴ装置に適用可能である。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【国際調査報告】
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