(57)【要約】【課題】  本発明の目的は、検査時間を短縮することができるγ線の同時計数方法及び核医学診断装置を提供することにある。【解決手段】  上記目的を達成する本発明の特徴は、放射線検出器５１で検出されたγ線のエネルギに基づいて、同時計数装置８０に設定する時間窓を決定し、決定した時間窓を用いて同時計数処理することにある。これは、データ処理装置１２に設置された記憶装置８１が、検出されたγ線のエネルギに対応する時間窓の補正値（又は、時間窓の値）の情報を記憶し、その情報に基づいて同時計数装置８０に設定する時間窓を決定しているために可能となった。【選択図】図９
2006266996.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
複数の放射線検出器から出力されるγ線の検出信号を処理する核医学診断装置におけるγ線の同時計数方法であって、
前記放射線検出器から出力されるγ線の検出信号に基づいて、当該検出器で吸収されたγ線のエネルギを決定し、
前記γ線のエネルギに基づいて、前記同時計数の時間窓の大きさを変更し、
変更された前記時間窓を用いて前記同時計数を行うγ線の同時計数方法。
【請求項２】
複数の放射線検出器から出力されるγ線の検出信号を処理する核医学診断装置におけるγ線の同時計数方法であって、
前記放射線検出器から出力されるγ線の検出信号の波高値を測定し、
前記波高値に基づいて、前記同時計数の時間窓の大きさを変更し、
前記時間窓を用いて前記同時計数を行うγ線の同時計数方法。
【請求項３】
複数の放射線検出器から出力されるγ線の検出信号を処理する核医学診断装置におけるγ線の同時計数方法であって、
前記放射線検出器から出力されるγ線の検出信号に基づいて、γ線の検出時刻を測定する工程と、
前記γ線検出信号に基づいて、当該検出器で吸収されたγ線のエネルギを決定する工程と、
前記同時計数の対象となる複数のγ線について、各々の前記γ線のエネルギの差を算出する工程と、
前記エネルギの差に基づいて、前記同時計数の時間窓を決定する工程と、
前記同時計数の対象となる複数のγ線について、各々のγ線の前記検出時刻の差を算出する工程と、
前記時間窓と、前記算出した検出時刻の差とを比較して、同時計数を行う工程とを有するγ線の同時計数方法。
【請求項４】
前記決定されたエネルギが、設定された閾値以下の場合は、当該γ線を同時計数の対象から除いて前記同時計数を行う請求項１又は請求項３に記載のγ線の同時計数方法。
【請求項５】
前記時間窓は、前記エネルギの差が大きいほど広くなるように関係付けられている請求項３に記載のγ線の同時計数方法。
【請求項６】
前記測定工程によって得られたγ線の前記検出時刻、及び決定された前記エネルギに基づいて、検出したγ線を同時計数の対象とするか否かを判断し、前記同時計数を行う請求項３ないし請求項５に記載のγ線の同時計数方法。
【請求項７】
γ線を検出する複数の放射線検出器と、
前記放射線検出器から出力されるγ線の検出信号に基づいて、γ線の検出時刻を測定する手段と、
前記γ線検出信号に基づいて、当該検出器で吸収されたγ線のエネルギを変更する手段と、
前記決定されエネルギに基づいて、同時計数の時間窓を決定する手段と、
変更された前記時間窓を用いてγ線の同時計数を行う手段とを備える核医学診断装置。
【請求項８】
γ線を検出する複数の放射線検出器と、
前記放射線検出器から出力されるγ線の検出信号に基づいて、γ線の検出時刻を測定する手段と、
前記γ線検出信号に基づいて、当該検出器で吸収されたγ線のエネルギを決定する手段と、
前記同時計数の対象となる複数のγ線について、各々の前記γ線のエネルギの差を算出する手段と、
前記決定したエネルギの差に基づいて、同時計数の時間窓を決定する手段と
前記時間窓を用いてγ線の同時計数を行う手段とを備える核医学診断装置。
【請求項９】
γ線を検出する複数の放射線検出器と、
前記放射線検出器から出力されるγ線の検出信号に基づいて、γ線の検出時刻を測定する手段と、
前記γ線検出信号に基づいて、当該検出器で吸収されたγ線のエネルギを決定する手段と、
前記同時計数の対象となる最初に検出したγ線と次に検出したγ線のエネルギの差に基づいて、同時計数の時間窓を決定する手段と、
前記最初に検出したγ線の検出時刻と前記次に検出したγ線の検出時刻の差を算出する手段と、
前記時間窓、及び前記検出時刻の差を比較して同時計数を行う手段とを備える核医学診断装置。
【請求項１０】
前記放射線検出器から出力されるγ線の検出信号に基づいて、γ線の検出時刻を測定し、
前記γ線の検出信号に基づいて、前記検出器で吸収されたγ線のエネルギを決定する信号処理装置と、
前記決定されたエネルギに基づいて、同時計数の時間窓を決定し、
前記時間窓を用いてγ線の同時計数を行う同時計数装置とを備える請求項７ないし請求項９のいずれか１項に記載の核医学診断装置。
【請求項１１】
γ線を検出する複数の放射線検出器と、
前記放射線検出器から出力されるγ線の検出信号の波高値を測定する手段と、
前記放射線検出器から出力される波高値に基づく時間窓を、同時計数装置に設定する手段とを備え、
前記同時計数装置は、前記時間窓に入る、当該放射線検出器からのγ線検出信号を含む、一対のγ線検出信号を同時計数する核医学診断装置。
【請求項１２】
γ線を検出する複数の放射線検出器と、
第１放射線検出器から出力されるγ線の検出信号の波高値に基づいて、時間窓の大きさを変更し、
前記時間窓に入る、第１放射線検出器からのγ線検出信号、及び第２放射線検出器からのγ線検出信号を同時計数し、
前記第１放射線検出器の位置情報、及び前記第２放射線検出器の位置情報を出力する同時計数装置とを備える核医学診断装置。
【請求項１３】
前記位置情報に基づいて、断層画像を作成する画像再構成装置を備える請求項１２に記載の核医学診断診断装置。
【請求項１４】
前記放射線検出器が、半導体放射線検出器である請求項７ないし請求項１３のいずれか１項に記載の核医学診断装置。
【請求項１５】
前記時間窓は、前記エネルギが大きいほど狭くなる請求項１に記載の同時計数方法。
【請求項１６】
複数の放射線検出器から出力されるγ線の検出信号を処理して断層画像を作成する核医学診断装置における画像作成方法であって、
第１放射線検出器から出力されるγ線の検出信号の波高値に基づいて、時間窓の大きさを変更し、
前記時間窓に入る、第１放射線検出器からのγ線検出信号、及び第２放射線検出器からのγ線検出信号を同時計数し、
同時計数の後、前記第１放射線検出器の位置情報、及び前記第２放射線検出器の位置情報に基づいて断層画像を作成する画像作成方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、ＰＥＴ(Positron Emission Tomography)装置のような核医学診断装置における、γ線の同時計数方法、及び核医学診断装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
ＦＤＧ(Fluoro Deoxy Glucose)といったような放射性薬剤を患者に投与して、体内から同時に１８０度反対方向に対で飛び出すγ線を検出して機能画像（ＰＥＴ画像）を作成する核医学診断装置（具体的には、ＰＥＴ装置）が知られている。かかる核医学診断装置では、体内から反対方向に飛び出すγ線を、診断装置に複数備えられる放射線検出器であるセンサのうちの２つのセンサで同時に検出することで、γ線の入射方向（飛来方向）を特定して医学的な診断に用いられるＰＥＴ画像を作成する。核医学診断装置は、センサにおける検出時刻の遅れや、検出回路における処理の遅れ、偶発的に３個以上のγ線を検出しない、等を考慮して、例えば８ｎ秒（８×１０-9秒）といった極めて狭い時間窓(Time 
Window) を設けている。最初に１つのセンサがγ線を検出してから８ｎ秒以内に次のγ線を他のセンサが検出したならば、最初に検出したγ線と次に検出したγ線とは、１つの陽電子の消滅によって生成されたγ線（対で飛び出したγ線）であるとして計数し（同時計数）、両γ線の検出結果を用いてＰＥＴ画像を作成する処理を行う。一方、８ｎ秒以内に次のγ線を検出しない場合は、最初に検出したγ線の検出結果によりＰＥＴ画像を作成する処理を行わないようにしている（特許文献１）。つまり、所定の広さの時間窓を設定して、この時間窓内で検出された２つのγ線を、同時に発生したγ線と判定する処理を行っている。
【０００３】
ところで、陽電子の消滅によって生成されたγ線は、５１１ＫｅＶのエネルギを有し、透過力が強いことから、物質と相互作用を及ぼすことは殆どない。それでも、そのγ線は、例えば生体内やセンサ内で水やセンサを構成する元素と相互作用を及ぼして散乱され、エネルギの一部を失うといったような場合もある（生体内散乱・コンプトン散乱）。かかる場合は、センサからは、５１１ｋｅＶのエネルギのγ線検出信号が出力されず、２００ｋｅＶや４００ｋｅＶといった、５１１ｋｅＶよりもかなり低いエネルギのγ線検出信号が出力される。また、その他の原因で、低いエネルギのγ線を検出する場合がある。なお、放射性薬剤に含まれる18Ｆ（フッ素１８）に起因して生成されるγ線のエネルギは
５１１ｋｅＶである。
【０００４】
従来は、このように散乱されたエネルギの低いγ線（散乱線等）からは、該γ線の飛来方向を正しく同定できないことから、閾値を設けて、エネルギの低いγ線の検出結果を用いて画像を作成する処理を行わないようにしていた（特許文献２）。しかし、エネルギの低いγ線とはいえ貴重なγ線の検出結果であるので、患者や医療関係者等に負担をかけないで感度を上げる等といった観点から、最近では、散乱線を利用してＰＥＴ画像を作成する試みが行われるようになった。
【０００５】
【特許文献１】特開平１１−７２５６６号公報（請求項，００２１）
【特許文献２】特開２００３−４８５３号公報（請求項，００７３，図７）
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
しかしながら、散乱線を利用してＰＥＴ画像を作成する場合も前記したように同時計数を行うことになるが、発明者らの実験によると、通常のエネルギのγ線（後記するＰＰ領域のγ線）と、コンプトン散乱により散乱されたエネルギの低い散乱線（後記するＣＳ領域のγ線）とでは、γ線の検出時刻に差が生じることが判明した。このように検出時刻に差が生じた散乱線の検出データを利用すると、γ線の検出が本来同時（所定の時間窓内）であるのに同時でないと判定されたり、本来同時（所定の時間窓内）でないのに同時であると判定されたりするといった問題が生じる。また、散乱されない高いエネルギのγ線
（ＰＰ領域のγ線）から散乱されて低いエネルギになったγ線（ＣＳ領域のγ線）までの、広いエネルギ範囲のγ線を利用して同時計数を行おうとすると、前記した時刻差に起因して時間窓を広げなければ、低いエネルギのγ線を利用することができないことが判明した。なお、一律に広い時間窓を設定して同時計数すると、根源の異なる他のγ線を、偶発的に検出する確率が大きくなるので好ましくないという問題が生じる。
【０００７】
本発明の目的は、検出時間を短縮することができるγ線の同時計数方法及び核医学診断装置を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
前記目的を達成する本発明の特徴は、複数の放射線検出器から出力されるγ線の検出信号に基づいて、検出器で吸収されたγ線のエネルギを決定し、γ線のエネルギに基づいて、同時計数の時間窓大きさを変更し、変更された時間窓を用いて同時計数を行うことにある。本発明によれば、ある一つの放射線検出器で吸収されるエネルギが低い場合（例えば、５１１ＫｅＶよりも低い場合）にも、そのエネルギが低いγ線に起因したγ線検出信号も、同時計数処理に用いることができ、ＰＥＴ画像を作成する有効なデータとして利用することができる。そのため、ＰＥＴ画像の作成に必要な情報量を短時間で取得でき、検査時間を短縮することができる。
【発明の効果】
【０００９】
本発明によれば、検査時間を短縮することができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１０】
以下、本発明のγ線の同時計数方法、及び核医学診断装置を実施するための最良の形態を、図面を用いて説明する。
【実施例１】
【００１１】
以下に、本発明の好適な一実施例を、図面を参照して説明する。まず、原理の説明をし、本実施例の具体例について説明する。
〔原理の説明〕
本実施例の原理について説明する。
【００１２】
まず、発明者らは、図１に単純化して示されるような実験装置を用い、センサである半導体放射線検出器５１で吸収されるγ線のエネルギ（検出器５１から出力されるγ線検出信号の波高値）と検出時刻の差（検出時刻差）との関係を明らかにした。なお、図１に示される実験装置は、γ線を検出する、半導体ＣａＴｅ（テルル化カドミウム）を用いた半導体放射線検出器５１と、検出されたγ線のエネルギを決定すると共に検出時刻を決定する機能を有する回路（信号処理部６０）と、エネルギと検出時刻とからエネルギに対する検出時刻差を測定する機能を有する同時数回路８０とを備える。
【００１３】
この実験装置を使い、ＰＥＴ検診でよく用いられる18Ｆによる５１１ｋｅＶの、１８０度反対方向に飛び出す一対のγ線を発生させ、２つの半導体放射線検出器５１により検出される（吸収される）両γ線のそれぞれのエネルギと、両γ線の検出時刻の差を測定する実験を繰り返し行った。
【００１４】
その結果、図２，図３に示されるようなグラフが得られた。図２は、横軸が半導体放射線検出器５１で検出された（吸収された）γ線のエネルギ、縦軸がγ線の検出数（カウント数）である。図３は、横軸が検出時刻差、縦軸がγ線の検出数（カウント数）である。図２において、５１１ｋｅＶを含む４５０から５５０ｋｅＶの領域がフォトピーク(ＰＰ)領域である。また、２００（あるいは１５０）から５５０ｋｅＶの領域がフォトピーク
（ＰＰ）領域＋コンプトン散乱（ＣＳ）領域である。ちなみに、コンプトン散乱のため、本来５１１ｋｅＶのエネルギを有するγ線が、ＰＰ領域よりも低いエネルギでしか検出されないのがＣＳ領域である。
【００１５】
図２のＰＰ領域同士のγ線の検出時刻差は、図３に破線で示すように、約±８ｎ秒の範囲内である。つまり、吸収された一対のγ線のエネルギがＰＰ領域同士であれば、８ｎ秒の広さの時間窓を設定すれば、ほぼ確実に対で発生する両γ線の同時計数処理が行えることを示している。また、図２のＰＰ領域＋ＣＳ領域同士のγ線の検出時刻差は、図３に実線で示すように、約±１２ｎ秒（１６ｎ秒）の範囲内である。つまり、吸収された一対のγ線のエネルギがＰＰ領域＋ＣＳ領域同士であれば、換言すると半導体放射線検出器５１で吸収されるエネルギが２００ｋｅＶまでのγ線を同時計数の対象にしようとすると、
１２ｎ秒（１６ｎ秒）の広さの時間窓を設定しなければ、対で発生するγ線を確実に同時計数することができないことが理解される。
【００１６】
しかし、単純に時間窓を大きくしたのでは、偶発的に他のγ線を検出して同時と判定する可能性が高くなってしまうことも理解される。すなわち、単純に時間窓を大きくすることは実効的な感度低下を招くことになる。
【００１７】
ところで、図３に一点鎖線で示すように、対で発生するγ線のうち、一方が５００keVのＰＰ領域のγ線（ＰＰ領域で検出されるγ線）で、他方が３００ｋｅＶのＣＳ領域のγ線（ＣＳ領域で検出されるγ線）の場合、検出時刻差が中央値で４ｎ秒生じていることが判明した。換言すると、検出時刻差のピークが４ｎ秒シフトしていることが判明した。発明者らは、このことについてさらに検討を加え、半導体放射線検出器５１で吸収されたγ線のエネルギが低いほど検出時刻に遅れが生じることを見出した（図４参照）。これらの知見に基づき、発明者らは、γ線のエネルギの値（検出器５１から出力されるγ線検出信号の波高値）に基づいて同時計数の時間窓を決定（補正）すれば、ＰＰ領域からＣＳ領域までの幅広い領域のγ線（２００（１５０）から５５０ｋｅＶのγ線）を用いて同時計数が行えることを見出した。
【００１８】
図４は、γ線のエネルギ（γ線検出信号の波高値）とγ線の検出時刻のピークシフト量との関係の一例を示し、横軸が半導体放射線検出器５１で吸収されたγ線のエネルギ
（ＫｅＶ）、横軸が検出時刻のピークシフト量(ｎ秒)である。この図４は、５１１ｋｅＶ（５１１ｋｅＶ以上）をピークシフト量０として、各エネルギのγ線のピークシフト量をプロットしている。図４より、吸収されるエネルギが低いγ線ほど、ピークシフト量が大きくなること（＋方向に大きくなること）が理解される。つまり、図４は、４００ｋｅＶのエネルギが半導体放射線検出器５１で吸収された場合、その検出時刻（測定値）は、エネルギが５１１ｋｅＶの場合に比べて２ｎ秒遅れが生じていることを示す（ピークシフト量＋２ｎ秒）。３００ｋｅＶのエネルギが吸収された場合、その検出時刻（測定値）は、エネルギが５１１ｋｅＶの場合に比べて４ｎ秒遅れが生じていることを示す（ピークシフト量＋４ｎ秒）。２００ｋｅＶのエネルギが吸収された場合、その検出時刻（測定値）は、エネルギが５１１ｋｅＶのγ線に対して８ｎ秒遅れが生じていることを示す（ピークシフト量＋８ｎ秒）。
【００１９】
また、図４より、γ線の検出時刻のピークシフト量は、曲線で表せることが理解される。特に、吸収されるγ線のエネルギ（検出されるγ線のエネルギ）が３００ｋｅＶ以下の領域では、ピークシフトが曲線になっていることが顕著に示されている。
【００２０】
以上の実験結果により、発明者らは、γ線のエネルギの絶対値と時間窓の補正値との関係を表す時間窓補正テーブル（図７）を求めた。
〔具体例〕
本実施例の具体例を、図面を参照して説明する。本実施例の核医学診断装置は、陽電子放射断層撮像(Positron Emission Tomography、以下ＰＥＴという。)装置である。
【００２１】
本実施例のＰＥＴ装置１は、カメラ（撮像装置）１１，データ処理装置１２，表示装置１３，ベッド１４等を含んで構成されている（図５参照）。
【００２２】
カメラ１１は、内部に、ベッド１４を取り囲むように環状に、検出器ユニット２を複数設置している。検出器ユニット２は、複数の半導体放射線検出器（以下、検出器という）５１，信号処理部６０（図９参照）を有する。検出器５１は、図１１で模式的に示すように、最も内側に環状配置された検出器５１を基点して、放射線状に多層配置（この例では３層配置）されている。検出器５１は、半導体素子５２を有し、半導体素子５２の対向する面にそれぞれアノード５３、及びカソード５４を設けている。電源５５が、アノード
５３とカソード５４との間に、電荷収集用の数百Ｖの電圧を印加する。
【００２３】
データ処理装置１２は、同時計数装置８０，記憶装置９０，画像再構成装置１００、及び時間窓補正テーブルを記憶した記憶装置８１を含んで構成される（図９参照）。同時計数装置８０は、記憶装置８１に接続される。また、同時計数装置８０は、記憶装置１００を介して画像再構成装置１００に接続される。データ処理装置１２が、表示装置１３に接続されている。
【００２４】
信号処理部６０は、前置増幅回路６１（６１ａ，６１ｂ，…６１ｎ），低速波形増幅回路６２（６２ａ，６２ｂ，…６２ｎ），γ線弁別回路６３（６３ａ，６３ｂ，…６３ｎ），波高分析回路６４，高速増幅回路６５（６５ａ，６５ｂ，…６５ｎ）、タイムピックオフ回路６６（６６ａ，６６ｂ，…６６ｎ），高速クロック６７，アドレス判別回路６８，イベントデータ出力回路６９を含んで構成される。なお、低速波形増幅回路６２，γ線弁別回路６３，波高分析回路６４が低速信号処理系である。高速増幅回路６５，タイムピックオフ回路６６，高速クロック６７，アドレス判別回路６８が高速信号処理系である。アドレス判別回路６８は、時刻測定回路（時刻情報生成装置）（図示せず）を備える。時刻測定回路は、検出器５１ごとに設けられ、検出器の数に応じた個数が備えられている。高速クロック６７は、全ての時刻測定回路に接続される。信号処理部６０の構成は、図９に示したものとは異なる他の構成に置き換えられても、γ線の検出時刻（τ）と検出されたγ線のエネルギ（Ｅ）とを、時刻補正回路７０に出力するものであればよい。
【００２５】
図９において、符号５１（５１ａ，５１ｂ，…５１ｎ）は、半導体放射線検出器（センサ）を示す。前置増幅回路６１等は、符号６１ａ，６１ｂ，…，６１ｎ等で示されるように、検出器５１ａ，５１ｂ，…５１ｎの数に対応した数、信号処理部６０に備えられている。符号５１や６１等の添字ａ，ｂ，…，ｎは、構成を個別に説明する際に使用し、その他の場合には省略する。また、図９には、信号処理部６０を１つ（１系統）しか記載していないが、信号処理部６０は、数十（数十系統）あるいはそれ以上設けられる。よって、同時計数装置８０は、信号処理部６０の数に応じた数の信号の入力ポートを備えることになる。
【００２６】
本実施例では、半導体放射線検出器５１で吸収されたγ線のエネルギの絶対値に基づいて、同時計数の時間窓を補正する。記憶装置８１に記憶された時間窓補正テーブルの一例を、図７に示す。図７は、横軸がγ線のエネルギの絶対値（ＫｅＶ）、縦軸が時間窓の補正値（ｎ秒）である。ここで、時間窓とは、同時計数処理をする際に基準となる時間間隔である。
【００２７】
ＰＥＴ検査を行う前に、まず、あらかじめ注射によりＰＥＴ用薬剤（例えば、フルオロ・ディオキシ・グルコース(18ＦＤＧ)、半減期が１１０分）を被検体である被検診者に投与する。被検診者に投与されたＰＥＴ用薬剤は、被検診者のがんの患部に集まる。ＰＥＴ用薬剤を投与された被検診者をベッド１４に寝かせる。ベッド１４に横たわる被検診者の体内からは、ＰＥＴ用薬剤に起因して発生した多数のγ線があらゆる方向に放出される。１つの陽電子の消滅によって発生する一対のγ線は、ほぼ反対方向に放出され、検出器
５１で検出（γ線のエネルギが吸収）される。ＰＥＴ用薬剤として18ＦＤＧを用いた場合、１つの陽電子の消滅によって発生するγ線は、それそれ５１１ＫｅＶのエネルギを有する。検出器５１に入射するγ線のエネルギは、被検体の体内等で散乱した場合を除き、
５１１ＫｅＶである。γ線は、検出器５１に入射してもそのまま透過することもあるが、検出器５１にてγ線のエネルギが吸収される（γ線のエネルギが減衰する）場合もある。検出器５１に入射したγ線は、検出器５１にて全消滅する場合を除き、検出器５１内で散乱される。散乱したγ線（以下、散乱γ線という）は、進行方向を変え、他の検出器５１に入射する。散乱γ線は、その後入射した検出器５１で減衰せずに透過する場合もあるし、他の検出器５１にて全消滅、あるいは再び散乱して減衰することもある。検出器５１で散乱されていない状態のγ線（散乱前のγ線）のことを、非散乱γ線という。例えば、図１１に示すように、１つの陽電子の消滅によって発生した一対のγ線が、検出器５１ｃにて５１１ＫｅＶのエネルギが検出され（吸収され）、検出器５１ａにて２１１ＫｅＶのエネルギが検出され（吸収され）、検出器５１ｂにて３００ＫｅＶのエネルギが検出され
（吸収され）ることがある。ここで、特開２００３−２５５０４８号広報に記載の技術を用いることで、１つの陽電子の消滅によって発生した一対のγ線のうち、一方のγ線が、検出器５１ｃにて検出され、他方のγ線が、検出器５１ａで検出された後、検出器５１ａ内で散乱された散乱γ線が検出器５１ｂで検出されたことが分かる。つまり、検出器５１で検出されるγ線は、非散乱γ線と、散乱γ線とが混在している。
【００２８】
各検出器５１は、γ線のエネルギを吸収する（減衰させる）とそのγ線のエネルギに応じたパルス的な電気情報（γ線検出信号）をそれぞれ出力する。この電気信号は、前置増幅回路６１で電圧信号に変換された後、高速信号処理系、及び低速信号処理系に入力される。高速信号処理系は、γ線検出信号に基づいて、γ線の検出時刻を決定し、またγ線を検出した検出器ＩＤを特定することを目的とする。低速信号処理系は、γ線検出信号に基づいて、γ線のエネルギを決定すること（γ線検出信号の波高値を求めること）を目的とする。
【００２９】
高速信号処理系に入力されたγ線検出信号は、高速波形増幅回路６５で増幅された後、タイムピックオフ回路６６に入力される。タイミングピックオフ回路６６は、γ線検出信号に基づいて、タイミング信号（γ線の検出時刻を特定するために必要な信号）を作成する。タイミング信号の作成方式は、ＬＥＴ(Leading Edge Trigger)方式（図１０（ａ）参照）とＣＦＤ(Constant Fraction Discriminator) 方式（図１０（ｂ）参照）とがある。本実施例では、タイミングピックオフ回路６６は、ＬＥＴ方式を用いてタイミング信号を作成する。ＬＥＴ方式とは、入力されたタイミング信号の強度が、予め設定された閾値
（Ｖｔｈ）に到達した時点にタイミング信号を作成する方式である。タイミングピックオフ回路６６で作成されたタイミング信号は、アドレス識別回路６８に入力される。アドレス判別回路６８は、まず、タイミング信号を時刻測定回路（図示せず）に入力する。時刻測定回路は、タイミング信号を入力した時刻を測定し、便宜上、この測定した時刻を、検出器５１がγ線を検出した検出時刻とする。アドレス判別回路６８は、検出時刻に関する情報（以下、時刻情報という。）を時刻測定回路から受け取り、その時刻測定回路につながる検出器５１を識別する検出器ＩＤ（Ｎ）を求める。すなわち、アドレス判別回路６８は、アドレス判別回路６８に接続される各時刻測定回路に対する検出器ＩＤ（検出器５１のアドレス）を記憶しており、時刻測定回路から時刻情報を受け取ると、その時刻測定回路に対応する検出器ＩＤを特定できる。これは、時刻計測回路が、検出器５１ごとに設けられているために可能となる。アドレス識別回路６８は検出器ＩＤ、及び、γ線の検出時刻（τ）をイベントデータ出力回路６９に出力する。
【００３０】
低速信号処理系に入力されたγ線検出信号は、低速波形増幅回路６２で増幅された後、γ線弁別回路６３に入力される。γ線弁別回路６３は、γ線のエネルギが２００ＫｅＶ
（１５０ＫｅＶ）以上に相当するγ線検出信号を、波高値分析回路６４に出力する。つまり、γ線弁別回路６３は、２００ＫｅＶよりも低いエネルギに相当するγ線検出信号を除去している。波高値分析回路６４は、γ線弁別回路６３から出力されたγ線検出信号に基づいて、検出器で吸収されたγ線のエネルギ（γ線検出信号の波高値）を測定し、測定したエネルギ（波高値）（Ｅ）に関する情報をイベントデータ出力回路６９に出力する。
【００３１】
イベントデータ出力回路６９は、γ線の検出時刻（τ），検出器のアドレス（Ｎ）、及びγ線のエネルギ（Ｅ）の３つの情報がそろった場合に、パケットデータ（以下、情報
（Ｎ，τ，Ｅ）という。）を作成し、データ処理装置１２に情報（Ｎ，τ，Ｅ）を出力する。つまり、イベントデータ出力回路６９は、２００ＫｅＶ以上のγ線に対してそれぞれ情報（Ｎ，τ，Ｅ）を作成し、各情報（Ｎ，τ，Ｅ）を同時計数装置８０に入力している。
【００３２】
同時計数装置８０は、情報（Ｎ，τ，Ｅ）を入力すると、記憶装置８１に記憶された、図７に示す時間窓補正テーブルからエネルギＥの絶対値に対応する時間窓の補正値ｔ［ｎ秒］を取得する。同時計数装置８０は、予め設定された時間窓（例えば、８［ｎ秒］）を持ち、取得した補正値ｔ［ｎ秒］、及び設定された時間窓８［ｎ秒］に基づいて、補正後の時間窓を演算する。例えば、同時計数装置８０に入力された情報（Ｎ，τ，Ｅ）のエネルギが３００ＫｅＶの場合の補正後の時間窓について考える。同時計数装置８０は、情報（Ｎ，τ，３００）を入力すると、３００ＫｅＶに対応した時間窓の補正値４［ｎ秒］を記憶装置８１から取得する。同時計数装置８０は、設定時間窓８［ｎ秒］と、補正値４
［ｎ秒］とを加算し、補正後の時間窓である１２［ｎ秒］を得る。同時計数装置８０は、情報（Ｎ，τ，３００）については、補正後の時間窓である１２［ｎ秒］に基づいて同時計数処理を行う。すなわち、同時計数装置８０は、１２［ｎ秒］内に入った２つのγ線検出信号を、１つの陽電子によって発生したγ線に基づくγ線検出信号として同時計数処理する。
【００３３】
同時計数装置８０は、ある系統の信号処理部６０から情報（Ｎ，τ，Ｅ）を入力した後、他の系統の信号処理部６０１から情報（Ｎ１，τ１，Ｅ１）を入力すると（相前後して信号を入力すると）、両方の系統のγ線の検出時刻の差を求める。同時計数装置８０は、この検出時刻の差と、補正後の時間窓とを比較する。同時計数装置８０は、検出時刻差が時間窓よりも小さい値であれば、入力された情報（Ｎ，τ，Ｅ）及び情報（Ｎ１，τ１，Ｅ１）を、記憶装置９０に出力する。これらの情報は、記憶装置９０に記憶される。検出時刻差が、補正後の時間窓よりも大きい場合には、同時計数装置８０は、入力された情報をリセットする。ここで、同時計数処理とは、同時計数装置８０に入力される複数の情報のうち、ある系統の信号処理部６０から入力した情報の検出時刻と、他の系統の信号処理部６０から入力した情報の検出時刻との差が、時間窓よりも小さい場合、この２つの情報に対応するγ線を、一つの陽電子の消滅によって生じた一対のγ線であると判定する処理のことをいう。つまり、信号処理部６０から出力される複数のパケットデータのうち、時間窓に入る２つのパケットデータのそれぞれの時刻情報（検出時刻に関する情報）を同時計数処理することは、γ線検出信号を同時計数処理することと同じである。
【００３４】
画像再構成装置１００は、記憶装置９０に記憶された情報を読み出して、各対のγ線の検出位置を同定し、患部を含む、被検者の断層面を再構成する（再構成した断層像をPET画像という）。ＰＥＴ画像は、表示装置１３に出力され、表示される。
【００３５】
タイミング信号の作成方式について説明する。タイミング信号の作成方式は、大別して、ＬＥＴ方式（図１０（ａ）参照）と、ＣＦＤ方式（図１０（ｂ）参照）がある。ＬＥＴ方式は、前述したように、γ線検出信号の強度が、予め設定された閾値（Ｖｔｈ）に到達した時点にタイミング信号を作成する方式である。ＬＥＴ方式によれば、素早く、かつ容易にタイミング信号を作成することができるという特性があるが、低いエネルギのγ線については、高いエネルギのγ線に比較して検出時刻の遅れが生じ易いという特性を有する。一方、ＣＦＤ方式は、まず、γ線検出信号の強度の時間変化を示す曲線（以下、曲線１という。）と、γ線検出信号の強度を０.２ 倍した値と時間との関係を示す曲線（以下、曲線２という。）とを描く。曲線１を横軸（時間軸）方向にずらし、曲線２を縦軸方向にWalkだけずらし、曲線１及び曲線２とが交わる時点にタイミング信号を作成する方式である。ＣＦＤ方式によれば、低いエネルギのγ線から高いエネルギのγ線まで、検出時刻の差を少なくできるという特性がある。しかし、Walk（オフセット電圧）を履かせる関係もあり、やはり検出時刻に差が生じる。本実施例は、何れの方式も適用することができるが、特にＬＥＴ方式を用いると効果がある。
【００３６】
散乱処理について説明する。散乱線処理は、例えばコンプトン散乱により、最初の半導体放射線検出器５１で２００ｋｅＶのエネルギを吸収し、例えば近隣の半導体放射線検出器５１で残りのエネルギを吸収した場合、両γ線のエネルギの合計値、検出時刻、半導体放射線検出器５１のアドレスの関係から、両γ線を散乱線として１つのγ線と見なす処理である。例えば、特開２００３−２５５０４８号公報には、１つの陽電子によって発生した一対のγ線のうち一のγ線が検出器５１ａ（Ａ），５１ｂ（Ｂ）で吸収され、他のγ線が他の検出器５１ｏ（Ｏ）で全て吸収され、設定時間範囲内に、検出器５１ａ，５１ｂ，５１ｏからγ線検出信号が出力された場合、これらの３つの検出器のそれぞれの位置情報、及びこれら３つのγ線検出信号を基に、検出器５１ａ，５１ｂ，５１ｏの中から散乱前のγ線を検出した検出器を特定し、ベクトルＯＡ及びベクトルＯＢのいずれかを、初期入所方向として正当なものとして特定する散乱処理についての記載がある。この散乱線処理を行う構成は、例えば、イベントデータ出力回路６８や、同時計数装置８０（同時計数装置８０の前段）に設けることができる。
【００３７】
本実施例では、２００ｋｅＶ以上のγ線を同時計数の対象としている。つまり、γ線弁別回路６３が、２００ｋｅＶ未満のエネルギのγ線を、一連の処理の対象から除く処理を行っている(閾値により足切りする)。この処理は、波高分析回路６４が行ってもよい。なお、１５０ｋｅＶ未満のエネルギのγ線を一連の処理から除くようにして、１５０ｋｅＶ以上のエネルギのγ線を同時計数の対象としてもよい。ちなみに、従来の方法（散乱線を利用しない方法）では、４５０ｋｅＶ以上のγ線を同時計数の対象としている。
【００３８】
本実施例は、２つのγ線検出信号に対応する情報にも基づいて同時計数処理を行う方法について説明した。しかし、本実施例は２つのγ線検出信号に限らず、３つ以上の複数のγ線検出信号に対しても用いることができる。
【００３９】
本実施例では、時間窓補正テーブルは、図７で示すように、γ線のエネルギの絶対値が５１１ＫｅＶの場合に時間窓の補正値を０秒とした。しかし、時間窓補正テーブルは、他のエネルギの値（例えば、γ線のエネルギが４００ＫｅＶ）の場合に、時間窓の補正値を０秒とするものでも良い。
【００４０】
本実施例では、放射線検出器は、半導体放射線検出器５１とした。しかし、放射線検出器は、シンチレータ等でも良い。シンチレータを用いたＰＥＴ装置は、図５、及び図９に示すＰＥＴ装置１の構成を有する。しかしながら、シンチレータを用いたＰＥＴ装置は、放射線検出部であるクリスタル（ＢＧＯ，ＮａＩ等）に光電子増倍管等を配置し、光電子増倍管が信号処理部に接続される。信号処理部は、信号処理部６０の前置増幅回路６１がない構成となる。
【００４１】
本実施例によれば、以下に示す効果を得ることができる。
（１）本実施例は、時間窓の大きさを補正して、同時計数を行っているため、ＰＰ領域のγ線検出情報だけでなく、ＣＳ領域のγ線検出情報も、ＰＥＴ画像を作成のための有効なデータとして利用することができる。このことにより、ＰＥＴ画像を作成するために必要な情報量を取得する時間が短縮され、被検体の検査時間を短縮することができる。また、被検体の負担が低減される。さらに、一日に検査できる被検体の人数を増やすことができる。
（２）本実施例は、時間窓の大きさを補正（時間窓の大きさを可変に）して、同時計数を行っている。そのため、同時計数処理において、根源の異なる他のγ線を、偶発的に同時計数処理する確率を低く抑え、被検診者の体内から対となって放出された一対のγ線を、真のγ線として正確に同時計数でき、ＰＥＴ画像を作成するための有効なデータとして使用することができる。つまり、信頼性の高いデータを得ることができ、さらに、精度の高いＰＥＴ画像を得ることができる。精度の高いＰＥＴ画像（鮮明なＰＥＴ画像）を得ることができれば、医師は、患部の位置、患部の大きさ等を正確に特定及び判断することができる。
（３）本実施例は、γ線のエネルギの絶対値に基づいて、時間窓の広さを補正している。つまり、γ線のエネルギの絶対値を読み込むだけで、時間窓の補正値を得ることができる。そのため、時間窓を補正することによって起こる信号処理の遅延化を低く抑えることができる。さらに、時間窓の補正を単純化できる。
（４）本実施例は、同時計数装置８０が、記憶装置８１に記憶された時間窓補正テーブルを用いて、同時計数の時間窓を補正している。そのため、低速信号処理系、及び高速信号処理系の数を増やすことなく、正確な同時計数を行うことができる。時間窓補正テーブルの他にも、時間窓補正マップや時間窓補正関数等を用いてもよい。時間窓補正関数を用いる場合、記憶装置８１が、γ線のエネルギの絶対値とピークシフト量との関係を示す相関式（一次関数，二次関数，指数関数等によって表せる相関式）を有している。記憶装置
８１は、同時計数装置８０からγ線のエネルギの絶対値に関する情報を取得すると、時間窓の補正値を求める（演算する）。
【００４２】
本実施例では、時間窓補正テーブルは、図７のように、γ線のエネルギの絶対値と時間窓の補正値との関係を示すテーブルであるが、γ線のエネルギの絶対値と時間窓との関係を示すテーブル（以下、時間窓テーブル）であってもよい。すなわち、記憶装置８１が、図７で示す、時間窓テーブルを有す場合、記憶装置８１は、情報（Ｎ，τ，Ｅ）のエネルギの絶対値を得ると、その値に対応した時間窓ｔ′［ｎ秒］を同時計数装置に設定する。同時計数装置は、情報（Ｎ，τ，Ｅ）に対して、時間窓をｔ′［ｎ秒］として同時計数する。このように、記憶装置８１が、時間窓テーブルを備えていれば、同時計数装置は、時間窓を演算することなく時間窓を設定することができる。つまり、同時計数装置の負担を低減できる。ちなみに、γ線のエネルギの絶対値と時間窓との関係を示すテーブルは、図７の時間窓補正テーブルの値を８ｎ秒分、上にオフセットしたテーブルであり、横軸がγ線のエネルギの絶対値（ＫｅＶ）、縦軸が時間窓（ｎ秒）となる。
【００４３】
以上説明した本発明は、前記した実施例１に限定されることなく、その技術思想の及ぶ範囲で変形実施することができる。例えば、ＰＰ領域のγ線だけを用いて同時計数を行う場合に、実施例１の構成を用いて、時間窓の大きさを可変にする（補正する）ようにしてもよい。
【００４４】
また、本発明は、半導体放射線検出器以外の、シンチレータのような放射線検出器にも適用することができる。
【実施例２】
【００４５】
発明者らは、図１で単純化して示される実験装置を用い、γ線のエネルギの差と時間窓の補正値との関係を表した時間窓補正テーブル（図８）の情報を求めた。
【００４６】
本実施例の具体例を、図面を参照して説明する。本実施例の核医学診断装置はＰＥＴ装置である。
【００４７】
本実施例のＰＥＴ装置は、実施例１のＰＥＴ装置１の構成を有する。しかしながら、本実施例のＰＥＴ装置は、記憶装置８１が、図８に示す、時間窓補正テーブルを記憶しており、同時計数装置８０が２つのγ線のエネルギの差に基づいて時間窓の幅を補正する構成を有する。信号処理部６０に設けられたタイミングピック回路６６は、ＬＥＴ方式でタイミング信号を作成している。本実施例も、ＬＥＴ方式、及びＣＦＤ方式のいずれの方式も適用することができるが、特にＬＥＴ方式に用いると効果がある。
【００４８】
検出器５１から出力されたγ線検出信号は、信号処理部６０に入力される。信号処理部６０は、γ線検出信号を処理し、２００ＫｅＶ以上のγ線に関する情報（Ｎ，τ，Ｅ）を、同時計数装置８０に入力する。
【００４９】
本実施例に用いられる同時計数装置８０での同時計数を、以下に説明する。
【００５０】
同時計数装置８０は、一つの陽電子の消滅により生じた一対のγ線のうち、一方のγ線に起因して、ある検出器５１から出力されたγ線検出信号６０に基づいて得られた情報
（Ｎ，τ，Ｅ）、及び他方のγ線に起因して他の検出器５１から出力されたγ線検出信号６０に基づいて得られた情報（Ｎ１，τ１，Ｅ１）を入力する。これらの情報は、相前後して入力される。同時計数装置８０は、両方のγ線検出信号のエネルギ（波高値）の差の絶対値｜Ｅ−Ｅ１｜を算出する。同時計数装置８０は、それらの情報のうち、最初に入力された情報のエネルギ（Ｅ）の絶対値、及び絶対値｜Ｅ−Ｅ１｜に対応する時間窓の補正値ｔ［ｎ秒］を、記憶装置８１に記憶された時間窓補正テーブル（図８）から取得する。図８で示した時間窓補正テーブルについては、後述する。ある時間窓（例えば、８［ｎ秒］）が、同時計数装置８０に予め設定されている。同時計数装置８０は、設定されている時間窓８［ｎ秒］、及び補正値ｔ［ｎ秒］に基づいて、補正後の時間窓を演算する。具体的には、設定された時間窓と補正値とを加算して得られた８＋ｔ［ｎ秒］を補正後の時間窓とする。例えば、最初に入力された情報のエネルギが２００ＫｅＶ、次に入力された情報のエネルギが４００ＫｅＶの場合には、両者のエネルギの差の絶対値は、２００ＫｅＶである。同時計数装置８０は、最初に入力された情報のエネルギ（２００ＫｅＶ）、及び算出したエネルギの差の絶対値(２００ＫｅＶ)に基づいて時間窓の補正値６［ｎ秒］を、時間窓補正テーブルから取得する。設定時間窓８［ｎ秒］と、補正値６［ｎ秒］とを加算し、補正後の時間窓である１３［ｎ秒］を得る。同時計数装置８０は、情報（Ｎ，τ，
２００）、及び情報(Ｎ，τ，４００)については、補正後の時間窓である１３［ｎ秒］に基づいて同時計数を行う。すなわち、同時計数装置８０は、１３ｎ秒以内に入った２つのγ線検出信号を、１つの陽電子によって発生したものであるとして同時計数する。
【００５１】
同時計数装置８０は、情報（Ｎ，τ，Ｅ）が有する時刻情報、及び情報（Ｎ１，τ１，Ｅ１）が有する時刻情報に基づいて、γ線の検出時刻の差（τ１−τ〔ｎ秒〕）を算出する。同時計数装置８０は、検出時刻の差（τ１−τ〔ｎ秒〕）と、補正後の時間窓（８＋ｔ［ｎ秒］）とを比較し、検出時刻差が該時間窓よりも小さい値であれば、情報（Ｎ，τ，Ｅ）及び情報（Ｎ１，τ１，Ｅ１）を記憶装置９０に出力する。つまり、同時計数装置８０は、同時計数処理し、被検診者の体内から対となって放出された一対のγ線（真のγ線）と判断した情報を記憶装置９０に出力する。これらの情報は、記憶装置９０に記憶される。検出時刻の差（τ１−τ〔ｎ秒〕）と、補正後の時間窓（８＋ｔ［ｎ秒］）とを比較し、検出時刻の差が補正後の時間窓よりも大きい場合には、情報（Ｎ，τ，Ｅ）及び情報（Ｎ１，τ１，Ｅ１）をリセットする。
【００５２】
画像再構成装置１００は、記憶装置９０に記憶された情報を読み出して各対のγ線の検出位置を同定し、患部を含む、被検者の断層面を再構成する（再構成した断層像をＰＥＴ画像という）。ＰＥＴ画像は、表示装置１３に出力され、表示される。
【００５３】
図８に示す、時間窓補正テーブルについて説明する。記憶装置８１が、図８に代表されるような時間窓補正テーブルを有する。図８は、同時計数装置８０に最初に入力された情報のエネルギ、及びエネルギの差の絶対値（同時計数装置８０に最初に入力された情報のエネルギと、相前後して入力された情報のエネルギとの差の絶対値）に対応した時間窓の補正値の情報を有している。例えば、最初に入力された情報のエネルギが２００ＫｅＶ、相前後して入力された情報のエネルギが４００ＫｅＶの場合、エネルギの差の絶対値は
２００ＫｅＶとなり、時間窓の補正値は６［ｎ秒］となる。最初に入力した情報のエネルギが２００ＫｅＶ、相前後して入力した情報のエネルギが２００ＫｅＶの場合、エネルギの差の絶対値が０ＫｅＶとなり、時間窓の補正値は０［ｎ秒］となる。このように、記憶装置８１は、同時計数装置８０から送信される、最初に入力した情報のエネルギ値、及びエネルギの差の絶対値の情報に基づいて時間窓の補正値を求め、求めた時間窓の補正値を同時計数装置８０に送信する。図８から理解されるように、エネルギの差が大きいほど時間窓の補正値は大きな値となる。なお、図８は、「最初に入力された情報のエネルギが
２００ＫｅＶの場合」のエネルギの差と時間窓の補正値との関係、及び「最初に入力された情報のエネルギが５１１ＫｅＶの場合」のエネルギの差と時間窓の補正値との関係を示す２つのラインを示しているが、実際には、時間窓補正テーブルは、２００ＫｅＶから
５２０ＫｅＶまで２０ＫｅＶ刻みのエネルギに対応した、エネルギの差の絶対値と時間窓の補正値との関係を示す複数のラインを有している。さらに細かいエネルギ刻み（例えば、５ＫｅＶ刻み）の時間窓補正テーブルとすると、より正確に時間窓を補正することができる。
【００５４】
本実施例では、記憶装置８１は、図８で示すように、検出器５１で吸収されたγ線のエネルギの差の絶対値と時間窓の補正値との関係を示すテーブルを備えるが、γ線のエネルギの差の絶対値と時間窓との関係を示すテーブル（以下、時間窓テーブルという。）であってもよい。すなわち、記憶装置８１は、同時計数装置８０に最初に入力された情報（Ｎ，τ，Ｅ）のエネルギの絶対値、及び最初に入力された情報（Ｎ，τ，Ｅ）と相前後して入力された情報（Ｎ１，τ１，Ｅ１）とのエネルギの差の絶対値を得ると、その値に対応した時間窓ｔ′［ｎ秒］を同時計数装置８０に設定する。同時計数装置８０は、情報（Ｎ，τ，Ｅ）、及び情報（Ｎ１，τ１，Ｅ１）に対しては、時間窓をｔ′［ｎ秒］として同時計数する。記憶装置８１が、時間窓テーブルを記憶していれば、同時計数装置８０は、時間窓を演算することなく直接、時間窓を得ることができるので、同時計数装置の負担を低減できる。ちなみに、図８の時間窓補正テーブルを８ｎ秒分、上にオフセットすれば、横軸がγ線のエネルギの差（ＫｅＶ）、縦軸が時間窓（ｎ秒）を示す時間窓テーブルとなる。
【００５５】
本実施例も、２つのγ線検出信号に限らず、３つ以上の複数のγ線検出信号に対しても用いることができる。
【００５６】
本実施例も、実施例１で生じた効果（１），（２）、及び（４）を得ることができ、更に、以下の効果も得ることができる。
【００５７】
（５）本実施例は、同時計数装置８０に対して最初に入力された情報のエネルギの絶対値と、最初に入力されたγ線のエネルギと相前後して入力された情報のエネルギの差に基づいて、時間窓の大きさを補正している。そのため、正確なピークシフト量を考慮した時間窓の補正値を得ることができ、同時計数処理の精度が向上する。
【図面の簡単な説明】
【００５８】
【図１】本発明の実施例で用いた実験装置のブロック図である。
【図２】半導体放射線検出器の検出特性を示した図である。
【図３】半導体放射線検出器で吸収されたγ線のエネルギの違いによる検出時刻と検出数（カウント数）の関係を示した図である。
【図４】半導体放射線検出器で吸収されたγ線のエネルギとピークシフト量（検出時刻の補正値）の関係を示した図である。
【図５】本発明の好適な一実施例であるＰＥＴ装置の外観を示す図である。
【図６】本発明の好適な一実施例であるＰＥＴ装置の半導体放射線検出器の配置と患者の位置関係を模式的に示す図である。
【図７】本発明の好適な一実施例の時間窓補正テーブルを示す図である。
【図８】本発明の他の実施例の時間窓補正テーブルを示す図である。
【図９】本発明の好適な一実施例のＰＥＴ装置の詳細な構成図である。
【図１０】γ線の検出時刻の決定方式を説明する図である。（ａ）はＬＥＴ方式の原理を模式的に示し、（ｂ）はＣＦＤ方式の原理を模式的に示す。
【図１１】本発明の好適な一実施例であるＰＥＴ装置の検出器配置を模式的に示す図である。
【符号の説明】
【００５９】
１，１Ａ…ＰＥＴ装置、２…検出器ユニット、１１…カメラ、１２…データ処理装置、１３…表示装置、１４…ベッド、５１…半導体放射線検出器（センサ）、６０…信号処理部、７０…時刻補正装置、８０…同時計数装置、８１，８１Ａ…記憶装置、９０…記憶装置、１００…画像再構成装置。
【図１】
2006266996.tif 000003
【図２】
2006266996.tif 000004
【図３】
2006266996.tif 000005
【図４】
2006266996.tif 000006
【図５】
2006266996.tif 000007
【図６】
2006266996.tif 000008
【図７】
2006266996.tif 000009
【図８】
2006266996.tif 000010
【図９】
2006266996.tif 000011
【図１０】
2006266996.tif 000012
【図１１】
2006266996.tif 000013