(57)【要約】【課題】ファントムによらない計数率の補正方法により、定量性の高い陽電子放出型断層撮影装置を提供することを目的とする。【解決手段】陽電子放出型断層撮影装置１Ａは、γ線の検出に応じてγ線検出信号を出力する複数の検出器２１を有し、γ線検出信号にもとづいて検出時刻情報とγ線検出器を識別する検出器ＩＤと検出γ線エネルギ値を含む検出γ線情報を生成する複数のユニット基板２０と、検出γ線情報にもとづいて同時計測部１２ｂにおいて同時計測処理をし、画像再構成部１２ｈにおいて断層画像を生成するデータ処理装置１２Ａと、を備えている。データ処理装置１２Ａは、同時計測処理において、入力されるシングルイベントの計数率を取得するシングルイベント計測部１２ｄと、取得されたシングルイベントの計数率にもとづいて補正係数を算出する補正計数算出部１２ｅと、を有し、算出された補正計数にもとづいて断層画像を補正することを特徴とする。【選択図】図２
2008190901.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
γ線の検出に応じてγ線検出信号を出力する複数のγ線検出器と、
前記γ線検出信号にもとづいて検出時刻情報とγ線検出器を識別する検出器ＩＤと検出γ線エネルギ値を含む検出γ線情報を生成する複数のデータ生成部と、
前記検出γ線情報にもとづいて同時計測部において同時計測処理をし、画像生成部において前記同時計測処理の結果にもとづいて断層画像を生成するデータ処理装置と、
を備える陽電子放出型断層撮影装置において、
前記データ処理装置は、
前記同時計測処理において、入力されるシングルイベントの計数率を取得するシングルイベントレート取得手段と、
該シングルイベントレート取得手段によって取得されたシングルイベントの計数率にもとづいて補正係数を算出する補正計数算出手段と、
を有し、
前記算出された補正計数にもとづいて前記断層画像を補正することを特徴とする陽電子放出型断層撮影装置。
【請求項２】
前記データ処理装置は、前記シングルイベントレート取得手段として、前記同時計測部に入力される前記検出γ線情報にもとづいて前記シングルイベントの計数率を計測するシングルイベント計測部を有することを特徴とする請求項１に記載の陽電子放出型断層撮影装置。
【請求項３】
前記データ処理装置は、前記シングルイベントレート取得手段として、前記検出γ線情報にもとづいてランダムイベントの計数率を計測するランダムイベント計測部と、
前記ランダムイベントの計数率にもとづいて前記シングルイベントの計数率を算出するシングルイベントレート算出部と、を有することを特徴とする請求項１に記載の陽電子放出型断層撮影装置。
【請求項４】
前記補正計数算出手段は、前記シングルイベントの計数率と前記同時計測処理における時間窓長さＴとの積をさらに定数倍して１を加えた値を前記補正係数として算出することを特徴とする請求項１から請求項３のいずれか１項に記載の陽電子放出型断層撮影装置。
【請求項５】
前記補正係数算出手段は、前記同時計測処理において組み合わせる前記γ線検出器の対毎に前記補正係数を算出することを特徴とする請求項１から請求項４のいずれか１項に記載の陽電子放出型断層撮影装置。
【請求項６】
前記シングルイベントレート取得手段は、前記シングルイベントの計数率を取得する前記γ線検出器の母集団を選択して切り換えることが可能であり、前記選択に応じて、前記算出された補正計数にもとづく前記断層画像の補正をすることを特徴とする請求項５に記載の陽電子放出型断層撮影装置。
【請求項７】
前記γ線検出器として半導体γ線検出器を用いることを特徴とする請求項１から請求項６のいずれか１項に記載の陽電子放出型断層撮影装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、核医学診断装置に係り、特に、放射線検出器を用いた核医学診断装置の一種である陽電子放出型断層撮影（Positron Emission Computed Tomography）装置（以下、ＰＥＴ装置と称する）に関する。
【背景技術】
【０００２】
放射線を利用した検査技術は、被検体内部を非破壊で検査することができる。特に、人体に対する放射線検査技術には、Ｘ線ＣＴ、ＰＥＴ、ＳＰＥＣＴ単光子放出型ＣＴ（Single Photon Emission Computed Tomography、以下、「ＳＰＥＣＴ」という）等がある。
これらの技術は、いずれも、検査対象の物理量を放射線飛翔方向の積分値として計測し、その積分値を逆投影することにより被検体内の各ボクセルの物理量を計算し画像化する技術である。これらの技術では、膨大なデータを処理する必要があり、近年のコンピュータの技術の急速な発達に伴い、処理の高速化が図られ、高詳細画像が提供されるようになってきた。
【０００３】
ＰＥＴおよびＳＰＥＣＴは、Ｘ線ＣＴ等では検出できない分子生物学レベルでの機能や代謝の検出が可能な手法であり、身体の機能画像を提供することが可能である。ＰＥＴは、１８Ｆ、１５Ｏ、１１Ｃといったポジトロン放出核種で標識した放射性薬剤を投与し、その分布を計測して画像化する手法である。薬剤には、フルオロ・デオキシ・グルコース（２−［Ｆ−１８］fluoro-2-deoxy-D-glucose、１８ＦＤＧ）等があり、これは、薬剤が糖代謝により腫瘍組織に高集積することを利用しており、腫瘍部位の特定に使用される。
体内に取り込まれた放射線核種は、崩壊してポジトロン（β＋）を放出する。放出されたポジトロンは電子と結合して消滅する際に、それぞれ５１１ｋｅＶのエネルギを有する一対の消滅γ線（消滅γ線対）を放出する。この消滅γ線対は、ほぼ反対方向（１８０度±０．６度）に放射されるので、被検体の周りを取り囲むように配置した検出素子で消滅γ線対を同時検出し、その放射方向データを蓄積することで投影データ（サイノグラムデータ）を得ることができる。投影データをフィルタードバックプロジェクション法（Filtered Back Projection Method）（非特許文献１参照）などを使用して逆投影し、放射位置（放射線核種の集積位置）を同定し画像化することが可能となる。
【０００４】
前記した従来のＰＥＴ装置などの放射線撮像装置では、画像を得るために、γ線検出器としてシンチレータを使用している。シンチレータは、入射したγ線を一旦可視光に変換し、その後、光電子増倍管（フォトマルチプライア）により電気信号に変換し直すという処理を行っている。シンチレータは、可視光変換時のフォトン発生数が少ない上に、前記のように２段階の変換過程を必要とするためにエネルギ分解能が低く、必ずしも高精度の診断を行なうことができないという問題を有していた。エネルギ分解能の低下は、特に、ＰＥＴ装置の３Ｄ撮像時に定量性評価ができない原因となっている。なぜなら、エネルギ分解能が低いためにγ線のエネルギ閾値を低くせざるを得なく、３Ｄ撮像時に増加するノイズである体内散乱を多く検出してしまうからである。
また、複数のシンチレータの信号を１つの高電子増倍管で増幅し、重心演算をすることにより検出位置を特定しているために、検出位置に誤差を生じる問題を有している。
【０００５】
そこで、近年、放射線撮像装置用の検出器として半導体放射線検出器を用いることが注目されている。半導体放射線検出器は、入射したγ線を直接電気信号に変換するものであり、生成される電子−正孔対の数が多いために、エネルギ分解能が高いという特徴を有している。また、γ線の検出は個々の半導体検出器で独立に行われるので、位置分解能が良いという特徴も有している。さらに、半導体検出器は微細化が可能であり、一分解能を向上することができる。
【０００６】
γ線検出器としてシンチレータを用いている場合には、複数個のシンチレータの結晶からの光信号を位置弁別可能な光電子増倍管により処理している。従って、１チャンネル（１個のシンチレータの結晶）当たりで計測可能な最大計数率が、光電子増倍管の処理可能な最大計数率から決まる。１つの光電子増倍管の処理するシンチレータの結晶の数が増大すると、１チャンネル当たりの最大計数率が低下する問題がある。
一方、半導体γ線検出器においては、個々の検出器からの信号を個別の回路系で読み出すことが可能であり、１チャンネル（１半導体γ線検出器）当たりの最大係数率が向上し、回路系のデッドタイムによるデータ損失が低減され、高計数率状態での撮像が可能となる。
【非特許文献１】アイトリプルイー・トランザクションズ・オン・ニュークリア・サイエンス（IEEE Transactions on Nuclear Science）ＮＳ−２１巻  Ｐ.２１
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
ところで、ＰＥＴ装置では出力される画像から診断処理などを実施する場合に、画像の定量性が非常に重要となる。つまり、被検体の体内に分布する放射性核種の濃度に比例した画像の濃度分布となるような計数率を得る必要がある。
シンチレータを用いたＰＥＴ装置においては、計数率が増大すると前記のように光電子増倍管などの信号処理系でのデッドタイムによりデータ損失が増大し、前記定量性が保持されなくなる。一方、半導体γ線検出器を用いた場合はデータ損失が少なく、定量性に優れている。
【０００８】
定量性確保のためにデッドタイム補正を実施するのが一般的である。このデッドタイム補正とは、被検体の放射能濃度に応じた補正テーブルを予め用意し、撮像時にはこの補正テーブルから計測データのデータを実施する手法である。
具体的には、同時計測前のシングルイベントの計数率（シングルイベントレート）に対して補正量（補正テーブル）をファントム試験などにより予め求めておき、撮像時にシングルイベントレートを計測し補正テーブルを参照して補正処理を実施している。
【０００９】
前記補正方法では、ファントム試験により補正テーブルを作成するために、実際の撮像時はファントム試験から時間が経過しており、電子回路の経時的な特性変化により、補正量が正確でなくなる問題がある。
また、補正テーブル作成に使用するファントムは標準的な体型を模擬しており、標準体型から大きく異なった被検体の場合には、補正が不正確になってしまう問題がある。
【００１０】
本発明は、ファントムによらない計数率の補正方法により、定量性の高い陽電子放出型断層撮影装置を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１１】
γ線の検出に応じてγ線検出信号を出力する複数のγ線検出器と、γ線検出信号にもとづいて検出時刻情報とγ線検出器を識別する検出器ＩＤと検出γ線エネルギ値を含む検出γ線情報を生成する複数のデータ生成部と、検出γ線情報にもとづいて同時計測部において同時計測処理をし、同時計測処理の結果にもとづいて画像生成部において断層画像を生成するデータ処理装置と、を備える陽電子放出型断層撮影装置において、データ処理装置は、同時計測処理において、入力されるシングルイベントの計数率を取得するシングルイベントレート取得手段と、該シングルイベントレート取得手段によって取得されたシングルイベントの計数率にもとづいて補正係数を算出する補正計数算出手段と、を有し、算出された補正計数にもとづいて断層画像を補正することを特徴とする。
【発明の効果】
【００１２】
本発明によれば、ファントムによらない計数率の補正方法により、定量性の高い陽電子放出型断層撮影装置を提供することができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１３】
《第１の実施形態》
次に、本発明の好適な一実施形態であるＰＥＴ装置について、適宜図面を参照しながら説明する。
以下において、本実施形態の核医学診断装置、アナログＡＳＩＣ等といった各素子の基板上への配置（レイアウト）、基板のユニット化等の本実施形態に適用される要素の説明、計数率補正処理の方法の説明を行なう。
なお、アナログＡＳＩＣは、アナログ信号を処理する、特定用途向けＩＣであるＡＳＩＣ（Application Specific Integrated Circuit）を意味し、ＬＳＩ（Large Scale Integrated Circuit）の一種である。
【００１４】
（ＰＥＴ装置）
まず、最初に、本実施形態のＰＥＴ装置を説明する。
図１に示すように、ＰＥＴ装置１Ａは、カメラ１１、データ処理装置１２Ａ、操作コンソール１３等を含んで構成されている。被検体Ｐ（図２参照）は、ベッド１４に載せられてカメラ１１で撮影されるようになっている。
操作コンソール１３は、ＰＥＴ装置１Ａの断層画像やＰＥＴ装置１Ａの状態チェック結果等を表示する表示装置１３ａ、キーボードやマウス等の入力操作部１３ｂを有している。
【００１５】
図２に示すように、カメラ１１の内部には、被検体Ｐから放出されるγ線を検出するため、半導体γ線検出器（γ線検出器、以下、単に検出器と称する）２１（図４参照）を多数備えたユニット基板２０（詳細は図４参照）を複数収納した検出器ユニット２が、円周方向に多数配置されており、この検出器２１は、被検体Ｐの体内から放出されるγ線を検出する。
検出器ユニット２は、γ線の検出エネルギ、検出時刻を計測するための集積回路（ＡＳＩＣ）を前記ユニット基板２０上に有しており、検出したγ線の検出エネルギや検出時刻を測定したり、γ線を検出した検出器２１のアドレスを検知したりして、それらを検出γ線情報としてデータ処理装置１２Ａに出力するようになっている。
【００１６】
検出器ユニット２は、検出したγ線の検出エネルギのデータ（検出エネルギ値情報）、検出時刻のデータ（検出時刻情報）および前記した検出器２１（図４参照）のアドレスに対応する検出器ＩＤ（検出器アドレス情報）を含むパケットデータ（検出γ線情報）を、補助データ収集ユニット４経由でデータ処理装置１２Ａに出力する。補助データ収集ユニット４は、検出器ユニット２からのパケットデータをデータ処理装置１２Ａのデータソート部１２ａに転送する。
【００１７】
図２に示すようにデータ処理装置１２Ａは、図示しない記憶装置を有し、パケットデータを取り込む。データ処理装置１２Ａは、データソート部１２ａ、同時計測部１２ｂ、サイノグラムデータ蓄積部１２ｃ、シングルイベント計測部１２ｄ、補正計数算出部１２ｅ、サイノグラムデータ補正部１２ｆ、トランスミッションデータ蓄積部１２ｇ、画像再構成部１２ｈを有する。
データ処理装置１２Ａの詳細については、後記する。
【００１８】
ちなみに、被検体Ｐは、放射性薬剤、例えば、半減期が１１０分の１８Ｆを含んだフルオロ・ディオキシ・グルコース（ＦＤＧ）を投与され、被検体Ｐの体内からは、ＦＤＧから放出された陽電子の消滅時に５１１ｋｅＶのγ線（消滅γ線）の対が、互いにほぼ１８０°の方向に放出される。
このとき、カメラ１１の各検出器２１（図４参照）はベッド１４の周囲を取り囲んでいる。検出器ユニット２から補助データ収集ユニット４経由でデータ処理装置１２Ａへは、検出器２１がγ線と相互作用を起こした際のγ線検出信号にもとづいて得られた検出エネルギ値情報および検出時刻情報、および検出器ＩＤが、検出器ユニット２に含まれる検出器２１ごとに出力されるようになっている。
【００１９】
検出器ユニット２は、図３の（ａ）に示すようにカメラ１１の開口部１１ｂに周方向に６０〜７０個着脱自在に配置された構成をしており、保守点検が容易なように構成されている。検出器ユニット２は、ユニット支持部材２Ａを介して装着される。また、図３の（ｂ）に示すように、検出器ユニット２は、ユニット支持部材２Ａに片端支持されてカメラ１１に装着されている。ユニット支持部材２Ａは、中空の円盤状（ドーナツ状）をしており、検出器ユニット２を装着する開口部１１ｂをカメラ１１の周方向に多数（装着する検出器ユニット２の数だけ）備えている。このように、検出器ユニット２を片端支持するため、検出器ユニット２の筐体３０の体軸方向手前側には、ストッパとなるフランジ部分が設けてある。
【００２０】
ちなみに、検出器ユニット２を周方向に極力密に並べようとすると、周方向内側のフランジ部分は邪魔になる。そこで、この邪魔になる部分のフランジ部分を筐体３０からなくし、周方向外側のフランジ部分を残すようにしても良い。ユニット支持部材２Ａを体軸方向にもう１つ設置し、検出器ユニット２の両端部を両方のユニット支持部材２Ａで保持しても良い。
【００２１】
なお、カメラ１１に検出器ユニット２を装着する場合は、蓋１１ａを取り外して、ユニット支持部材２Ａを露出させ、開口部１１ｂから検出器ユニット２をフランジ部分が突き当たるまで差し込んで装着するようになっている。差し込んで装着することにより、カメラ１１の図示しない電源および信号配線のそれぞれのコネクタと検出器ユニット２の対応するコネクタとの接続が行われ、カメラ１１と検出器ユニット２との信号および電源の接続がなされる。
検出器２１、ユニット基板２０および検出器ユニット２の構成は、後に詳しく説明する。
以下、本実施形態の特徴部分の説明を行なう。
【００２２】
（半導体放射線検出器）
まず、本実施形態に適用される検出器２１は、例えば、特開２００５−１０６８０５号公報の図４に記載されたような積層構造で、板状の半導体材料からなる半導体放射線検出素子の両面を薄板状（膜状）の電極（アノード、カソード）で覆ったものを、重ねた構造をしている。半導体材料は、例えば、ＣｄＴｅ（テルル化カドミウム）の単結晶をスライスしたものである。また、アノード、カソードは、Ｐｔ（白金）、Ａｕ（金）、Ｉｎ（インジウム）等のいずれかの材料が用いられる。
なお、以下の説明では、半導体材料ＳはＣｄＴｅの単結晶をスライスしたものであるとする。また、検出する放射線は、ＰＥＴ装置１Ａで用いる１８Ｆによる５１１ｋｅＶのγ線であるとする。
【００２３】
（ユニット基板）
次に、検出器ユニット２内に設置されるユニット基板２０の詳細構造を、図４を用いて説明する。図４の（ａ）はユニット基板を示した正面図であり、（ｂ）は同（ａ）の側面図である。
ユニット基板２０は、ユニット基板本体２０ｃの両面に複数の検出器２１が設置された検出器基板領域２０ａと、ユニット基板本体２０ｃの両面にコンデンサ２２、抵抗器２３、アナログＡＳＩＣ（データ生成部）２４、アナログ／デジタル変換器（以下、ＡＤＣという）２５が設置され、片面に基板統合ＦＰＧＡ（Field Programmable Gate Array）（データ生成部）２６が設置されたＡＳＩＣ基板領域２０ｂからなる。
【００２４】
（検出器基板領域）
図４の（ａ）に示すように、検出器基板領域２０ａには、ユニット基板本体２０ｃの片面上に、被検体Ｐの体軸周りの周方向に対応する図４の（ａ）における横方向一列に、例えば、１６個の検出器２１が配列され、さらに、被検体Ｐの体軸に対して径方向に対応する図４の（ａ）における縦方向に４列配列され、つまり、横１６個×縦４個の合計６４個の検出器２１が格子状に配設されている。また、図４の（ｂ）に示すように、検出器基板領域２０ａの他の面にも同様に検出器２１が設置され、１つの検出器基板領域２０ａには、両面合計で１２８個の検出器２１が配設されている。
ここで、検出器２１の数が多くなるほどγ線を検出し易くなり、かつ、γ線検出の際の位置精度を高めることができるので、検出器２１は、極力密に検出器基板領域２０ａ上に配設される。
【００２５】
ちなみに、図４の（ａ）において、ベッド１４上の被検体Ｐから放出されたγ線が、図面の下方から上方（矢印Ｘの方向、すなわち、カメラ１１の半径方向）に進行する場合、検出器基板領域２０ａにおける左右方向の検出器２１の配置を密にした方が、素通りするγ線の数（検出器２１同士の隙間を通過するγ線の数）を減らすことができるので好ましい。これにより、γ線の検出効率を高めることになり、得られる画像の体軸方向の空間分解能を高めることができる。
【００２６】
なお、本実施形態の検出器基板領域２０ａは、図４の（ｂ）に示すように、検出器２１をユニット基板本体２０ｃの両面に設置しているので、片面にしか設置しない場合よりも、両面に搭載することによりユニット基板本体２０ｃを共有化できる。このため、ユニット基板本体２０ｃの数を半減することができ、被検体Ｐの体軸方向により密に検出器２１を配置することができる。併せて、前記のように、ユニット基板本体２０ｃの枚数を半分に減らせる。
前記説明では、横１６個の検出器２１は、カメラ１１において、被検体の体軸回りの周方向に配置される構造としたが、それに限定されない。例えば、横１６個の検出器２１を、カメラ１１において被検体Ｐの体軸方向に配置する構造としても良い。
【００２７】
各検出器２１のアノードとカソードの間には、電荷収集のために、例えば、図示しない高圧電源により所定の電位差（電圧）が印加されている。この電圧は、ＡＳＩＣ基板領域２０ｂ側から検出器基板領域２０ａ側へ供給される。また、各検出器２１がγ線を検出したときに出力するγ線検出信号は、ＡＳＩＣ基板領域２０ｂ側へ供給される。このため、検出器基板領域２０ａのユニット基板本体２０ｃ内には、図示しない基板内配線（検出器印加電圧用、信号授受用）が設けられている。この基板内配線は多層構造をしている。
【００２８】
（ＡＳＩＣ基板領域）
次に、図４を参照しながらＡＳＩＣを搭載したＡＳＩＣ基板領域２０ｂを説明する。図４の（ａ）に示すように、ＡＳＩＣ基板領域２０ｂは、ユニット基板本体２０ｃの両面に２個ずつアナログＡＳＩＣ２４が設置され、片面に１個の基板統合ＦＰＧＡ２６が設置されている。つまり、１つのＡＳＩＣ基板領域２０ｂは合計４個のアナログＡＳＩＣ２４と１個の基板統合ＦＰＧＡ２６を有する。
また、ＡＳＩＣ基板領域２０ｂは、ユニット基板本体２０ｃの片面に１６個ずつ計３２個のＡＤＣ２５を有する。また、１つのユニット基板本体２０ｃの両面には、コンデンサ２２および抵抗器２３が検出器２１の数に対応した数だけ設置されている。また、これらの、コンデンサ２２、抵抗器２３、アナログＡＳＩＣ２４、ＡＤＣ２５、基板統合ＦＰＧＡ２６を電気的に接続するため、ＡＳＩＣ基板領域２０ｂ内のユニット基板本体２０ｃには、前記した検出器基板領域２０ａと同様に図示しない基板内配線が設けられている。この基板内配線も積層構造をしている。
【００２９】
これらの各回路素子２２、２３、２４、２５、２６の配列および基板内配線は、検出器基板領域２０ａから供給された信号が、コンデンサ２２、抵抗器２３、アナログＡＳＩＣ２４、ＡＤＣ２５、基板統合ＦＰＧＡ２６の順に供給されるようになっている。
なお、ＡＳＩＣ基板領域２０ｂは、後記するユニット統合ＦＰＧＡ側との電気的接続を行なう基板コネクタＣ２を有している。
ちなみに、検出器基板領域２０ａとＡＳＩＣ基板領域２０ｂとは、図４の（ｂ）に示すように、１枚の共通のユニット基板本体２０ｃの表面に構成されている。
【００３０】
次に、図５、図６を参照しながらＡＳＩＣ基板領域の各回路素子の構成および機能について説明する。
図５はアナログＡＳＩＣおよび基板統合ＦＰＧＡそれぞれの概略構成、およびアナログＡＳＩＣと基板統合ＦＰＧＡの接続関係を示した検出器ユニットのブロック図である。
（アナログＡＳＩＣ）
図６はアナログＡＳＩＣの機能構成を模式的に示したブロック図である。
図６に示すように、１個のアナログＡＳＩＣ２４は、１つの電荷有感型前置増幅器（以下、前置増幅器と称する）２４ａと、それに接続するファースト系２４Ａおよびスロー系２４Ｂと、を有するアナログ信号処理回路３３を、例えば、３２組備えている。１個のアナログＡＳＩＣ２４は３２組のアナログ信号処理回路３３をＬＳＩ化したものである。
【００３１】
アナログ信号処理回路３３は検出器２１ごとに設けられ、１つのアナログ信号処理回路３３は１つの検出器２１に接続される。ここで、ファースト系２４Ａは、前置増幅器２４ａから出力されるγ線検出信号にもとづいてγ線の検出時刻を特定するためのタイミング信号を出力するタイミングピックオフ回路２４ｂを有している。タイミングピックオフ回路２４ｂは、ＣＦＤやリーディングエッジトリガ等の手法を用いてタイミング信号を発生させる。また、スロー系２４Ｂは、γ線検出信号にもとづいてγ線の検出エネルギ（波高値）を求めることを目的として、所定の時定数を有し、信号波形をガウス型に整形する波形整形回路２４ｄを有し、波形整形回路２４ｄにさらにピークホールド回路２４ｅが接続されて設けられている。波形整形回路２４ｄには、例えば、ＣＲ−ＲＣフィルタ等が用いられる。
【００３２】
検出器２１から出力されてコンデンサ２２を通過した信号は、前置増幅器２４ａで増幅されγ線検出信号として出力され、さらに波形整形回路２４ｄで増幅され、ピークホールド回路２４ｅに入力される。ピークホールド回路２４ｅは、後記するように波形整形されたγ線検出信号の最大値、つまり検出したγ線のエネルギ値に比例した波高値を保持する。
【００３３】
なお、コンデンサ２２および抵抗器２３をアナログＡＳＩＣ２４の内部に設けることもできるが、適切なコンデンサ容量や適切な抵抗値を得るため、および、アナログＡＳＩＣ２４の大きさを小さくする等の理由から、本実施形態では、コンデンサ２２および抵抗器２３は、アナログＡＳＩＣ２４の外に配置されている。
ちなみに、コンデンサ２２および抵抗器２３は、外部に設けた方が、個々のコンデンサ容量や抵抗値のバラツキが少ないとされている。
【００３４】
アナログＡＳＩＣ２４のスロー系２４Ｂの出力は、ＡＤＣ２５に供給されるようになっている（図６参照）。さらに、アナログＡＳＩＣ２４のファースト系２４Ａの出力およびＡＤＣ２５の出力は、基板統合ＦＰＧＡ２６に供給されるようになっている。
ここで、各アナログＡＳＩＣ２４と基板統合ＦＰＧＡ２６は、３２チャンネルのファースト系２４Ａの信号を１つ１つ送信する３２本の配線で接続されている（図５参照）。また、アナログＡＳＩＣ２４と各ＡＤＣ２５との間、および各ＡＤＣ２５と基板統合ＦＰＧＡ２６との間は、検出器２１の８チャンネル分のスロー系２４Ｂの信号をそれぞれ纏めて送信する１本の配線でそれぞれ接続されている（図５参照）。
さらに、基板統合ＦＰＧＡ２６からは、８チャンネル分のアナログ信号処理回路３３に対応して１個の対応付けられたＡＤＣ２５を制御する１本のＡＤＣ制御信号線、および各アナログＡＳＩＣ２４の１つのアナログ信号処理回路３３のピークホールド回路２４ｅを個別に制御するための８チャンネル分を１本に纏めたピークホールド制御信号線が出ており、ＡＤＣ２５およびアナログ信号処理回路３３に接続されている。
なお、前記したピークホールド制御信号線は８チャンネル分を１本に纏めることなく、基板統合ＦＰＧＡ２６から各アナログ信号処理回路３３に対して１本ずつ配線するようにしても良い。
【００３５】
（基板統合ＦＰＧＡ）
次に、図５を参照しながら基板統合ＦＰＧＡ２６について説明する。
基板統合ＦＰＧＡ２６は、図５に示すように、８個のタイミング検出部３５および１個の検出器制御部３６を含む検出信号処理部３４を１６組と、１個のデータ転送部３７とを有しており、これらをＬＳＩ化したものである。
【００３６】
ＰＥＴ装置１Ａに設けられたすべての基板統合ＦＰＧＡ２６は、図示されていない、例えば、５００ＭＨｚのクロック発生回路（水晶発振器）からのクロック信号を受け、同期して動作している。各基板統合ＦＰＧＡ２６に入力されたクロック信号は、すべての検出信号処理部３４内のそれぞれのタイミング検出部３５に入力される。
タイミング検出部３５は、検出器２１ごとに設けられ、該当するアナログ信号処理回路３３のタイミングピックオフ回路２４ｂからタイミング信号が入力される。タイミング検出部３５はタイミング信号が入力されたときのクロック信号にもとづいてγ線の検出時刻を決定する。タイミング信号は、アナログＡＳＩＣ２４のファースト系２４Ａの信号にもとづくものであるので、真の検出時刻に近い時刻を検出時刻（検出時刻情報）とすることができる。
【００３７】
検出器制御部３６は、アドレス演算機能と、ＡＤＣ・ピークホールド制御機能と、データ補正機能と、パケットデータ生成機能とを有している。
（アドレス演算機能）
アドレス演算機能は、タイミング検出部３５からγ線を検出したタイミング信号に対応する検出時刻情報を受け、その検出器ＩＤを特定する。すなわち、検出器制御部３６は、接続される各タイミング検出部３５に対する検出器ＩＤを記憶しており、あるタイミング検出部３５から検出時刻情報が入力されたとき、そのタイミング検出部３５に対応する検出器ＩＤを特定することによってアドレス演算機能が果たされる。これは、タイミング検出部３５が検出器２１ごとに設けられていて、検出器制御部３６に接続されていることにより可能となる。
【００３８】
（ＡＤＣ・ピークホールド制御機能）
さらに、検出器制御部３６は、時刻情報を入力された後、前記特定された検出器ＩＤを含む８チャンネル分のアナログ信号処理回路３３にピークホールド制御信号を出力し、また、検出器ＩＤとＡＤＣ制御信号をＡＤＣ２５に出力する。
【００３９】
ピークホールド制御信号を受けたアナログ信号処理回路３３のピークホールド回路２４ｅは、波形整形回路２４ｄから入力される信号に対してピークホールド処理をする。そして、所定時間後に検出器制御部３６からリセット信号を受け、ピークホールド処理を解除する。ＡＤＣ２５は、検出器制御部３６から入力された検出器ＩＤに対応するアナログ信号処理回路３３のピークホールド回路２４ｅから出力された波高値（電圧値）を、デジタル信号に変換して検出器制御部３６に出力する。
【００４０】
（データ補正機能）
検出器制御部３６は、タイミング検出部３５から入力された検出時刻情報を、ＡＤＣ２５を介して取得した波高値にもとづいて、例えば、特開２００５−２４９８０６号公報に記載されている方法で補正する。また、ＡＤＣ２５から入力された波高値に対して、予め収集された校正データを基に、検出器２１、アナログＡＳＩＣ２４のゲイン、オフセット補正を行なう。
【００４１】
（パケットデータ生成機能）
検出器制御部３６は、前記補正された波高値を検出エネルギ値情報とし、検出エネルギ値情報に補正された検出時刻情報および検出器ＩＤを付加してデジタル情報であるパケットデータ（検出γ線情報）を生成し、データ転送部３７に出力する。
なお、トランスミッション撮影用のγ線源から放出されるγ線のエネルギはエミッション撮影用のγ線対の５１１ｋｅＶとは異なるので、基板統合ＦＰＧＡ２６においてデータ処理を行うときに、トランスミッション撮影用のγ線源に特有の所定のエネルギの検出γ線情報に対しては、トランスミッションデータと判定して、トランスミッションデータであるとの判定フラグを付加しパケットデータ生成する。
【００４２】
（データ転送部）
データ転送部３７は、複数の入力系統をひとつの出力系統に纏める入出力統合機能と、入力されたパケットデータを一時的に記憶し、後段の構成要素の処理速度に応じて出力するバッファメモリ機能とを有している。データ転送部３７は、各検出器制御部３６からパケットデータを入力されると、必要に応じてバッファリングし、各検出信号処理部３４から出力されたパケットデータを、例えば、定期的に１５枚のユニット基板２０を収めている検出器ユニット２（図７参照）の筐体３０に１個設けられているユニット統合ＦＰＧＡ３１に送信する。
【００４３】
（ユニット統合ＦＰＧＡ）
ユニット統合ＦＰＧＡ３１は、検出器ユニット２内に収容されている全ユニット基板２０のデジタルＡＳＩＣからのパケットデータをいったん受け入れるバッファ機能と、検出時刻情報にもとづいてパケットデータを時刻順に並べるソート処理機能と、散乱線処理を行なう機能と、を有している。
【００４４】
なお、このソート処理機能と散乱線処理機能の詳細な説明については、後記する。
ユニット統合ＦＰＧＡ３１は、パケットデータをコネクタ３８に接続された情報伝送用配線を介して補助データ収集ユニット４に送信する。補助データ収集ユニット４（図２参照）は、例えば、周方向に４つ配置され、周方向に４群にブロック化された検出器ユニット２からのパケットデータを纏めて１つの補助データ収集ユニット４に集め、データ処理装置１２Ａへ送信する。
【００４５】
(検出器ユニット；ユニット基板の収納によるユニット化)
次に、前記したユニット基板２０の筐体３０への収納によるユニット化を説明する。
図７の（ａ）は、被検体Ｐの体軸に垂直な平面における筐体の断面図であり、（ｂ）は（ａ）におけるＹ−Ｙ断面図である。
図７に示すように、検出器ユニット２は、例えば、１５枚のユニット基板２０、この１５枚のユニット基板２０、前記したユニット統合ＦＰＧＡ３１を搭載した統合基板３２、外部との信号の授受を行なう信号用のコネクタ、外部から電源の供給を受けるための電源用のコネクタ等を収納したり保持したりする筐体３０を備える。
【００４６】
図７に示すように、ユニット基板２０は、例えば、筐体３０の天板３０ａを外して、奥行方向（被検体Ｐの体軸方向）に重なり合って１５枚並べて筐体３０内に上部から下部に向かって挿入可能となっている。つまり、１個の筐体３０には、ユニット基板２０が１５枚収納され、その奥に１枚の統合基板３２が収納されている。このようにユニット基板２０と統合基板３２を筐体３０内に収納するため、図７の（ａ）に示すように、紙面上で縦行方向に伸びる左右対のガイド部材３９が、被検体Ｐの体軸方向に適宜離間して１６列、筐体３０の側板３０ｃ内面に取り付けられている。ガイド部材３９は図示しないガイド溝を有する。
なお、本実施形態では、図７の（ａ）に示すように紙面上で横方向１６個の検出器２１は、カメラ１１の周方向に配置される構造としたが、横方向１６個の検出器２１を被検体Ｐの体軸方向に配置するように筐体３０に格納しても良い。
【００４７】
さらに、図７の（ａ）に示すように紙面上で奥行方向（図７の（ｂ）では、紙面上で左右方向）に伸びる４本の位置保持部材４１ｂが、ユニット基板本体２０ｃに設けられた４つの位置保持孔４１ａおよび統合基板３２に設けられた４つの図示しない同じく位置保持孔に挿通され、位置保持部材４１ｂ両端が筐体３０の前面側と背面側の側面の対応する位置に設けた図示しない保持孔により保持されている。位置保持部材４１ｂは、例えば、一端側、ここでは背面側に雄ねじが切られ、ナット４１ｃで筐体３０の背面側の側面に締め付け固定される。このように４本の位置保持部材４１ｂによりユニット基板２０と統合基板３２が前記したガイド部材３９のガイド溝内で図７の紙面上で縦方向に位置ずれするのを防止する。
【００４８】
なお、筐体３０の上部、下部とは、筐体３０をカメラ１１から取り出した場合のことであり、図２に示されるように、筐体３０がカメラ１１に備えられた場合には、上下が反転したり、上下が９０°回転して左右になったり、斜めになったりする。従って、筐体３０のガイド部材３９にユニット基板２０および統合基板３２を挿入後、ガイド部材３９のガイド溝内で摺動移動しないように位置保持部材４１ｂで固定する。
所定枚数のユニット基板２０が筐体３０内に配置された後、統合基板３２と各ユニット基板２０との間を、信号線および高圧電源供給線を含むケーブル４２で、基板コネクタＣ２を介して接続し、統合基板３２側からユニット基板２０に検出器２１用の印加電圧を供給可能とするとともに、ユニット基板２０から統合基板３２に検出γ線情報を送信可能とする。
【００４９】
その後、天板３０ａが筐体３０の上端にネジ等で着脱自在に取り付けられる。このとき天板３０ａの上面に統合基板３２のコネクタ受け部が露出するように、天板３０ａに開口部が設けられており、コネクタ３８によりカメラ１１側の通信線および高圧電源供給線を含むケーブル４３と接続される。
【００５０】
なお、本実施形態で用いているＣｄＴｅを半導体材料とする検出器２１は、光に反応して電荷を発生することから、筐体３０はアルミニウムやアルミニウム合金といった遮光性を有する材料から構成されると共に、カメラ１１に図３に示すように組み込んで、蓋１１ａを取り付けたとき、カメラ１１側の構造と相まって光が検出器基板領域２０ａに侵入する隙間をなくすようにしてある。
【００５１】
また、検出ユニット２内の全ユニット基板２０のデータ転送部３７から出力されたパケットデータ（ユニット基板２０の全検出器２１に対する全パケットデータ）が、検出ユニット２に設けられたユニット統合ＦＰＧＡ３１から補助データ収集ユニット４を介してデータ処理装置１２Ａに送られる。
【００５２】
（電源）
次に、電荷収集用の電圧を供給する高圧電源装置について説明をする。図７および図３の（ｂ）では省略してあるが、ユニット統合ＦＰＧＡ３１の裏面側に、検出器２１に電荷収集用の電圧を供給する高圧電源装置を、導体金属材料で構成された筐体内に収めて取り付ける。この高圧電源装置は、低圧の電源をカメラ１１側から供給され、図示しない電圧を昇圧するＤＣ−ＤＣコンバータにより電圧を５００Ｖに昇圧して各検出器２１に供給するようになっている。
ちなみに、検出器２１は、ユニット基板２０１枚について、片面で６４個、両面で１２８個備えられている。そして、このユニット基板２０が１つの筐体３０には１５枚収納される。よって、高圧電源装置からは、１２８×１５＝１９２０個の検出器２１に電圧が供給される。
【００５３】
本実施形態では、検出器ユニット２の背面側に取り付けられる高圧電源装置が、図示しない電圧電源線により外部の低電圧（５〜１５Ｖ）の直流電源に接続されている。高圧電源装置の高電圧側端子は、天板３０ａに設けられたコネクタ３８を介して、コネクタＣ２にケーブル４２の高圧電源供給線によりそれぞれ接続されている。
高圧電源は、各ユニット基板２０の基板コネクタＣ２、ユニット基板本体２０ｃ内の図示しない高圧電源供給線を介してユニット基板２０に設けられた各検出器２１にそれぞれ接続される。コネクタＣ２は、検出器２１の出力信号を伝えるコネクタ以外に、高圧電源供給線用のコネクタを含んでいる。
【００５４】
（散乱処理機能）
次に、図８を参照しながらユニット統合ＦＰＧＡ３１における散乱処理機能について説明する。
ユニット統合ＦＰＧＡ３１は、散乱線処理を行なう機能を有し、第１データソート部８０、第１散乱線処理部８１、第２データソート部８２、第２散乱線処理部８３および散乱線データソート部８４を備えている。第１データソート部８０、第１散乱線処理部８１、第２データソート部８２、第２散乱線処理部８３および散乱線データソート部８４は、この順序に接続されている。複数の基板統合ＦＰＧＡ２６が第１データソート部８０に接続されている。また、検出器ユニット２を有するカメラ１１の周方向において隣り合う第１、第２の検出器ユニット２において、第１の検出器ユニット２の第１散乱線処理部８１が第２の検出器ユニット２の第２データソート部８２に接続されている。第２の検出器ユニット２の第２散乱線処理部８３が第１の検出器ユニット２の散乱線データソート部８４に接続されている。換言すれば、第１の検出器ユニット２の第１散乱線処理部８１の出力を入力する第２の検出器ユニット２、および第１の検出器ユニット２の第２散乱線処理部８３を入力する第３の検出器ユニット２は、前記周方向において、第１の検出器ユニット２を間に挟むように配置される。
【００５５】
先ず、第１データソート部８０の機能の概要を説明する。複数の基板統合ＦＰＧＡ２６からパケットデータが第１データソート部８０に入力される。第１データソート部８０は、例えば、１５個の入口側切替スイッチ、１５個のデータバッファ、出口側切替スイッチおよび１つのユニットソート回路を備えている。
なお、本実施形態では、基板統合ＦＰＧＡ２６が検出器ユニット２内に１５個ある場合について説明したが（図５参照）、基板統合ＦＰＧＡ２６の個数は１５個以外にしても良い。この場合には、入口側切替スイッチ、データバッファ、および出口側切替スイッチの各個数は、いずれも、基板統合ＦＰＧＡ２６の個数と同じにする。
各データバッファは、２つのバッファ、すなわち、第１バッファおよび第２バッファを含んでいる。
【００５６】
各入口側切替スイッチは、それぞれ、１つのデータバッファの第１バッファおよび第２バッファの一方の入力端にそれぞれ接続される。各出口側切替スイッチは、それぞれ、１つのデータバッファの第１バッファおよび第２バッファの出力端に接続される。１つの基板統合ＦＰＧＡ２６は、該当する入口側切替スイッチの切替操作によって１つのデータバッファの第１バッファおよび第２バッファの一方に接続される。ユニットソート回路は、該当する出口側切替スイッチの切替操作によって１つのデータバッファの第１バッファおよび第２バッファの一方に接続される。ユニットソート回路の出力側は、第１散乱処理部８１に接続される。
【００５７】
データバッファは、パケットデータを入力順に格納する機能と、格納したパケットデータを入力順に出力する機能と、格納したパケットデータを一括して消去する機能とを有する緩衝記憶装置である。１つのデータバッファに対応する入口側切替スイッチと出口側切替スイッチは、第１バッファと第２バッファのうち、タイムフレームごとに、基板統合ＦＰＧＡ２６と接続している方とユニットソート回路と接続している方を交換切替するように動作する。つまり、あるタイムフレームにおいて、第１バッファと第２バッファの一方、または両方が、基板統合ＦＰＧＡ２６およびユニットソート回路と同時に接続することが無いように接続制御をする。
【００５８】
ユニットソート回路は、第１バッファ（または第２バッファ）から、格納されているパケットデータを読み出す場合には、複数の第１バッファ（または複数の第２バッファ）からパケットデータを検出時刻順に順次出力させる機能を有する。具体的には、ユニットソート回路は、１５個の第１バッファ（または１５個の第２バッファ）のそれぞれの、まだ読み出されていなくて最も出力端側に位置する各パケットデータのうち、最も早い検出時刻情報を含むパケットデータを検索して読み出す。ユニットソート回路は、読み出したパケットデータを出力予定のパケットデータ列の最後尾に付加する。このパケットデータ列は、検出時刻順に並べられた複数のパケットデータを含んでいる。ユニットソート回路は、前記したように、最も早い検出時刻情報を含むパケットデータの取り出し、およびパケットデータ列の最後尾への付加を反復する。なお、第１バッファ（または第２バッファ）において、取り出されたパケットデータには、取り出されたことを示すフラグが立てられる。
ユニットソート回路は、前記のように検出時刻順に読み出されたパケットデータを、この順序で所定個数纏めて、第１散乱処理部８１へ出力する。
【００５９】
第１散乱線処理部８１は、入力されたパケットデータについて散乱線処理を行い、一個の所定のエネルギの入射γ線に起因する複数のパケットデータを纏める機能を有する。散乱線処理の一例は、特開２００３−２５５０４８号公報に記載されている。
第１散乱線処理部８１の出力は、この検出器ユニット２内の第２データソート部８２と、隣接する検出器ユニット２内の第２データソート部８２とに入力される。一個のγ線に起因する複数の散乱γ線は、同一の検出器ユニット２内の検出器２１で検出されるとは限られず、隣接する検出器ユニット２内の検出器２１でも検出される場合がある。このため、第１散乱線処理部８１で散乱線処理を行った後、パケットデータを隣接する検出器ユニット２内の第２データソート部８２へも転送するのである。
【００６０】
第１の検出器ユニット２の第１散乱線処理部８１は、第１の検出器ユニット２内で第２の検出器ユニット２に近い領域に位置する一部の検出器（好ましくは、第１の検出器ユニット２内の領域を周方向において二等分した一方の領域で、第２の検出器ユニット２に近い領域内に位置する全検出器（第１の検出器ユニット２内の１／２の検出器））２１のγ線検出信号に起因した各パケットデータを、第２の検出器ユニット２の第２データソート部８２に出力する。
【００６１】
第２の検出器ユニット２の第２データソート部８２は、第２の検出器ユニット２の第１散乱線処理部８１、および周方向においてその検出器ユニット２と隣り合う第２の検出器ユニット２の第１散乱線処理部８１からそれぞれ入力した各データパケットを合わせた状態でそれらのパケットデータを検出時刻順に並べて第２散乱線処理部８３に出力する。
【００６２】
前記したように、各第２データソート部８２は、自身が属する検出器ユニット２と、これに隣接する検出器ユニット２から集められたパケットデータを、検出時刻順に出力する。ここで、第２データソート部８２へ入力される２本のパケットデータ列は、すでに検出時刻順に並んでいる。このため、データパケット列の先頭から検出時刻の早いものを選び、１列に併合するだけで、それらのパケットデータを検出時刻順に並べることができる。
【００６３】
第２散乱線処理部８３は、第１散乱線処理部８１と同様の構成を有し、同様の原理で動作する。第２散乱線処理部８３は、入力されたデータパケットを用いて散乱線処理を行い、一個のγ線に起因する複数のデータパケットのうち最初にγ線が入射された検出器２１のγ線検出信号にもとづいたデータパケットを把握する機能を有する。第２散乱線処理部８３の出力は、この検出器ユニット２内の散乱線データソート部８４と、隣接する検出器ユニット２内の散乱線データソート部８４とに入力される。すなわち、第２散乱線処理部８３は、散乱線処理後のパケットデータが自身の属する検出器ユニット（例えば、第２の検出器ユニット）２のものであればそのパケットデータを自身の属する検出器ユニット（例えば、第２の検出器ユニット）２内の散乱線データソート部８４に、それが隣接する検出器ユニット（例えば、第１の検出器ユニット）２のパケットデータであればそのパケットデータを隣接する検出器ユニット（例えば、第１の検出器ユニット）２内の散乱線データソート部８４にそれぞれ出力する。
【００６４】
散乱線データソート部８４は、第２データソート部８２と同様の構成および機能を有し、補助データ収集ユニット４に出力する各パケットデータを検出時刻データ順に並べる。
【００６５】
次に、第１散乱線処理部８１または第２散乱線処理部８３の機能の概要を説明する。
第１散乱線処理部８１または第２散乱線処理部８３では、パケットデータのうちトランスミッションデータのフラグの付加されたパケットデータについては、散乱処理の対象とすることなく、トランスミッションデータのフラグの付加されていないパケットデータだけを処理する。以下、散乱処理の中でパケットデータというのはトランスミッションデータのフラグが付加されていないパケットデータのことである。
検出時刻データ順に並べられたパケットデータのγ線の検出エネルギをチェックする。検出エネルギが予め設定された所定の誤差内で５１１ｋｅＶと一致している場合は、被検体Ｐの体内から放出されるγ線対の一方のγ線をそのまま検出したものとして、そのパケットデータに有効な検出γ線情報であるとする判定フラグを付加する。
そして、所定の誤差を超えて５１１ｋｅＶを上回る場合は、ノイズとしてそのパケットデータに無効な検出γ線情報であるとする判定フラグを付加する。
【００６６】
次いで、所定の誤差を超えて５１１ｋｅＶより小さいγ線の検出エネルギのパケットデータに対して、所定の時間窓長さ、例えば、６ナノ秒未満内で、かつ、所定の距離内、例えば、４ｃｍ未満の距離内にある検出器２１同士の場合に、その２つのパケットデータのγ線の検出エネルギの和をチェックし、和が所定の値の範囲にあるとき、それら２つのパケットデータを、１つの５１１ｋｅＶの入射γ線に対する散乱線を検出したものと判定する。
前記和が所定の値の範囲とは、例えば、４５０ｋｅＶを超え５１１ｋｅＶ未満の場合とする。
【００６７】
ちなみに、所定の時間窓長さとして設定した６ナノ秒は、本実施形態のＣｄＴｅの検出器２１の時間分解能から定めたものである。検出器２１間の距離、４ｃｍ未満は、γ線が検出器２１内でコンプトン散乱された後に、別の検出器２１で検出される確率をシミュレーション計算により評価した結果から求めたものである。
これら散乱判定のための時間窓長さの値、検出器２１間の距離は、検出器２１に使用される素子の種類、検査に使用する放射性物質の量、放射性物質から放出されるγ線のエネルギなどに応じて最適化するのが良い。
【００６８】
散乱線を検出したと判定された場合は、その２つのパケットデータのうちの一方のパケットデータを有効な検出γ線情報であるとする判定フラグを付加し、そのγ線の検出エネルギの和をもって検出γ線エネルギと置き換える。他方のパケットデータには、無効な検出γ線情報であるとする判定フラグを付加する。
なお、第２散乱線処理部８３では、第１散乱線処理部８１において既に有効なγ線情報であるとする判定フラグまたは無効なγ線情報であるとする判定フラグが付加されているパケットデータに対しては、前記した散乱処理の判定をしない。
このように第１散乱処理部８１、第２散乱処理部８３で散乱処理されたパケットデータは散乱線データソート部８４に送られ、散乱線データソート部８４において無効なγ線情報であるとする判定フラグが付加されたパケットデータを棄却し、有効なγ線情報であるとする判定フラグの付加されたパケットデータおよびそのような判定フラグが付加されていないパケットデータだけを補助データ収集ユニット４に出力する。
ちなみに、散乱線データソート部８４で有効なγ線情報と判定されなかったパケット情報の中には、後記するトランスミッションデータも含まれる。このトランスミッションデータに係るパケットデータは、ここでは棄却されないようにする。
【００６９】
補助データ収集ユニット４は、複数の検出器ユニット２、図２の例では１０個の検出器ユニット２から出力される有効なγ線情報であるとする判定フラグの付加されたものを含むパケットデータを、検出時刻順にソートし、データ処理装置１２Ａのデータソート部１２ａに入力する。
【００７０】
（データ処理装置の機能）
次に、図２を参照しながらデータ処理装置１２Ａにおける各構成要素の機能について説明する。データ処理装置１２Ａは、前記した通り、データソート部１２ａ、同時計測部１２ｂ、サイノグラムデータ蓄積部１２ｃ、シングルイベント計測部（シングルイベントレート取得手段）１２ｄ、補正係数算出部（補正係数算出手段）１２ｅ、サイノグラムデータ補正部１２ｆ、トランスミッションデータ蓄積部１２ｇ、画像再構成部（画像生成部）１２ｈを含む。
データソート部１２ａでは、４つの補助データ収集ユニット４から入力されたパケットデータを、検出時刻順にソートし、同時計測部１２ｂとシングルイベント計測部１２ｄ、トランスミッションデータ蓄積部１２１ｇに、トランスミッションデータでのフラグが付加されている否かと、検出γ線エネルギ値をチェックして振り分け入力する。トランスミッションデータのフラグが付加されておらず検出γ線エネルギ値が、例えば、４５０ｋｅＶを超え５１１ｋｅＶ以下のパケットデータは、同時計測部１２ｂとシングルイベント計測部１２ｄに送り、トランスミッションデータのフラグが付加されたパケットデータはトランスミッションデータ蓄積部１２１ｇに送る。
【００７１】
同時計測部１２ｂでは、エミッションデータのパケットデータを同時計測処理する。この同時計測処理は、公知の技術であり、所定の時間窓長さＴ（ナノ秒）内に２個含まれ、かつ、その検出γ線エネルギ値が２個とも５１１ｋｅＶに対して所定の範囲（例えば、４５０ｋｅＶを超え５１１ｋｅＶ以下）を満たす２個のパケットデータにもとづいて、コインシデンスイベントと判定して対データを生成する。そして、得られた対データをサイノグラムデータ蓄積部１２ｃに入力する。対データには２つの検出器２１の組み合わせのデータが含まれている。
なお、ＦＯＶ（Field Of View）で撮像領域が限定されており、同時計測処理の対象となる２つの検出器２１の組み合わせは制限されている。
ちなみに、所定の時間窓長さＴ内に３つ以上のパケットデータが含まれる場合は、マルチイベントと判定して、マルチイベントと判定されたパケットデータに対しては、同時計測部１２ｂは対データを生成せず、当該のパケットデータを棄却する。
【００７２】
サイノグラムデータ蓄積部１２ｃでは、入力された対データに対応させて、サイノグラムデータを蓄積する。
【００７３】
シングルイベント計測部１２ｄは、被検体Ｐの体内の放射性各種により放出される特定のエネルギのγ線、この場合は１８Ｆからの５１１ｋｅＶのγ線対を計測したエミッションデータのパケットデータを、同時計測処理の対象となる２つの検出器２１の組み合わせ毎に蓄積する。例えば、同時計測処理の対象である検出器ＩＤがｉの検出器２１と検出器ＩＤがｊの検出器２１の出力した２つのパケットデータをシングルイベントの計数率Ｓｉｊとして蓄積する。このシングルイベントの計数率Ｓｉｊの蓄積は、ベッド１４の被検体Ｐの体軸方向の移動位置ごとに（体軸方向スキャン位置ごとに）行なう。
トランスミッションデータの収集と同時のエミッションデータの収集であっても、パケットデータは検出エネルギ値情報を含んでいるので、シングルイベント計測部１２ｄは検出エネルギ値を読み出してエミッションデータのシングルイベントの計数率Ｓｉｊを蓄積することができる。
【００７４】
サイノグラムデータ補正部１２ｆは、各１点の被検体Ｐの体軸方向位置に対し、サイノグラムデータの各点に対応する検出器ＩＤがｉの検出器２１と検出器ＩＤがｊの検出器２１との組み合わせに対する補正処理を行なうため、補正係数算出部１２ｅに、後記する補正係数（１＋αｉｊ・Ｔ・Ｓｉｊ）を算出させ、補正係数算出部１２ｅで算出された補正係数をサイノグラムデータの対応するデータ点に乗じる。
【００７５】
以下に、補正係数（１＋αｉｊ・Ｔ・Ｓｉｊ）の求め方を説明する。前記したように同時計測処理においてマルチイベントと判定された場合には、そのパケットデータはサイノグラムデータのために用いられることなく棄却される。
前記したように半導体γ線検出器は、検出器２１毎に検出γ線情報を生成することが可能であり、時間分解能もシンチレータと光電子増倍管を用いる場合よりも高いので、ユニット基板２０の信号処理の過程でデータ損失率が小さい。しかし、同時計測処理時のマルチイベントによるデータ損失は、同時計測処理の本質的な問題であり、同時計測時の時間窓長さＴを短くする以外にマルチイベントによるデータ損失を低減することはできない。
従って、半導体γ線検出器を用いたＰＥＴ装置において、データ処理系のスループットを向上し、データ損失を低減するためには、同時計測処理時のマルチイベントを主に考慮すれば良い。
【００７６】
検出器２１の時間分解能、その後に続くアナログＡＳＩＣ２４、ＡＤＣ２５、基板統合ＦＰＧＡ２６の時間分解能を評価して適切に時間窓長さＴを設定すれば、同時計測処理時のマルチイベントは、同時計測処理の対象である検出器ＩＤがｉの検出器２１と検出器ＩＤがｊの検出器２１（以下、検出器対ｉｊと称する）においてγ線対を検出した真のコインシデンスイベントと、別のγ線対の一方だけが検出器ＩＤがｉの検出器２１と検出器ＩＤがｊの検出器２１の一方にだけ検出され、他方では検出されなかったシングルイベントが偶発的に同時計測された場合が主である。複数のコインシデンスイベントおよび複数のシングルイベントが偶発的に同時計測されてマルチイベントとなる確率は小さい。
コインシデンスイベントとシングルイベントが偶発的に同時計測される計数率Ｍｉｊ（ｃｐｓ）は、コインシデンスイベントおよびシングルイベントそれぞれの計数率をＣｉｊ（ｃｐｓ）、Ｓｉｊ（ｃｐｓ）とすると次式で与えられる。
Ｍｉｊ＝αｉｊ・Ｃｉｊ・Ｔ・Ｓｉｊ                          ・・・・・（１）
ここで、係数αｉｊは同時計測時の同時計測対（検出器対ｉｊ）を制限する割合と実効的な時間窓長さＴの比例係数との積であり、被検体Ｐによらない定数である。予め補正係数算出部１２ｅが参照可能に図示しない記憶装置に記憶されている。
【００７７】
マルチイベントの計数率Ｍｉｊは、データ損失レートと等しいので、このデータ損失レートを加算した補正後のコインシデンスイベントの計数率は次式で与えられる。
Ｃｉｊ＋Ｍｉｊ＝Ｃｉｊ・（１＋αｉｊ・Ｔ・Ｓｉｊ）          ・・・・・（２）
式（２）より、補正係数は（１＋αｉｊ・Ｔ・Ｓｉｊ）である。
補正係数算出部１２ｅは、サイノグラムデータ補正部１２ｆから要求されたサイノグラムデータの各点に対応する検出器対ｉｊの組合せを判定して、シングルイベント計測部１２ｄに蓄積された対応する検出器対ｉｊのシングルイベントの計数率Ｓｉｊを読み出して、記憶装置に予め記憶された時間窓長さＴ、定数αｉｊを乗じて、補正係数は（１＋αｉｊ・Ｔ・Ｓｉｊ）を算出し、サイノグラムデータ補正部１２ｆに出力する。
【００７８】
画像再構成部１２ｈは、サイノグラムデータ補正部１２ｆにおいて補正されたサイノグラムデータを、フィルタードバックプロジェクション法などを使用して逆投影し、ＰＥＴ画像（断層画像）を生成する。また、トランスミッションデータを、同様にフィルタードバックプロジェクション法などを使用して逆投影し、被検体Ｐ中での吸収によるエミッションデータの減衰分布を得、それをエミッションデータにもとづく逆投影像に、画素毎に乗じて吸収補正をする。
【００７９】
本実施の形態によれば、事前にファントム試験などにより補正量を求めておく必要が無く、ファントム試験に用いられる標準体型から被検体Ｐの体型が大きく異なる場合や、データ処理系の経時的な特性変動があった場合にも、エミッションデータにもとづいて補正しているので、同時計測の計数落ちに対する補正誤差が少ない。
【００８０】
また、同時計測処理の対象となる検出器２１の対ごとにシングルイベントの計数率Ｓｉｊを取得して、補正係数（１＋αｉｊ・Ｔ・Ｓｉｊ）を算出しているので、被検体Ｐの体内における放射性物質の濃度分布（放射能濃度）の偏りが大きく、検出器対ｉｊ間のシングルイベントの計数率Ｓｉｊに偏りが大きい場合には、検出器対ｉｊ毎に補正係数を算出する方が補正されたサイノグラムデータの精度が向上する。
なお、係数αｉｊの決定方法は、解析的に算出しても良いし、実験値を用いても良い。
【００８１】
（第１の実施形態の変形例）
また、本実施の形態では、被検体Ｐの体軸方向のスキャン位置毎に、また同時計測処理の対象の検出器対ｉｊ毎に、シングルイベントの計数率Ｓｉｊを取得することにしたが、それに限定されるものではない。
補正係数算出部１２ｅにおいて、検出器対ｉｊをグループ化し、αｉｊの値が検出器対ｉｊの幾何学的配置関係から略同じとなるグループ毎に、検出器対ｉｊをグループ化し、そのグループの中で、サイノグラムデータ蓄積部１２ｃからコインシデンスイベントの計数率Ｃｉｊを読み出し、コインシデンスイベントの計数率Ｃｉｊとシングルイベントの計数率Ｓｉｊの相関関係式を算出し記憶する。そして、サイノグラムデータ補正部１２ｆがサイノグラムデータの各点のデータ（コインシデンスイベントの計数率Ｃｉｊに対応）に対する補正係数の算出を指示してきたとき、その検出器対ｉｊがどのグループに属するか判定し、判定された検出器対ｉｊのグループの前記相関式からシングルイベントの計数率Ｓｉｊを推定して補正係数（１＋αｉｊ・Ｔ・Ｓｉｊ）を算出し、サイノグラムデータ補正部１２ｆに出力するようにしても良い。
【００８２】
このように、検出器対ｉｊをグループ分けし、同じグループ内の検出器対ｉｊに対するシングルイベントの計数率Ｓｉｊの分布と、コインシデンスイベントの計数率Ｃｉｊの分布との相関関係式から、コインシデンスイベントの計数率Ｃｉｊに対するシングルイベントの計数率Ｓｉｊの推定値を得ることにより、被検体Ｐのある１点の体軸位置におけるコインシデンスイベントの計数率Ｃｉｊとシングルイベントの計数率Ｓｉｊとの相関式だけで、他の体軸位置に対しての補正係数の算出にも利用する。
この結果、シングルイベントの計数率Ｓｉｊを取得する処理回数を減じることができるので、画像処理全体の処理時間を短縮できる。
【００８３】
なお、マルチイベントによる同時計測処理時の計数落ちはコインシデンスイベントの計数率が高いほど大きいので、画像の定量性を高めるにはコインシデンスイベントの計数率が高い体軸方向スキャン位置における前記検出器対ｉｊのグループ分けに対するシングルイベントの計数率Ｓｉｊの分布とコインシデンスイベントの計数率Ｃｉｊの分布の相関関係式による補正が、より高濃度の画像部分に対して精度の高い補正となるので好ましい。
【００８４】
また、検出器対ｉｊをグループ分けした場合も、グループ分けした検出器対ｉｊの中から複数のグループを代表する検出器対ｊｉＧを選んで、その特定のグループを代表する検出器対ｊｉＧに対してのみ、シングルイベントの計数率ＳｉｊＧの分布とコインシデンスイベントの計数率ＣｉｊＧの分布とを得、その相関関係式を得るようにしても良い。その方がデータ処理量が少なくデータ処理装置１２Ａの負担が軽くなる。
【００８５】
このように、本実施形態およびその変形例によれば、マルチイベントによる同時計測処理時の計数落ちを補正するので、図９の補正前の曲線に示すように、体内の放射能濃度が高いほどマルチイベントにより計数落ちが増加して、コインシデンスイベントの計数率の理論直線からのずれが大きくなるということが改善できる。
【００８６】
《第２の実施の形態》
次に、図１０を参照しながら第２の実施形態について説明する。本実施の形態のＰＥＴ装置１Ｂでは、カメラ１１にデータ処理装置１２Ｂを組み合わせてある。データ処理装置１２Ｂは、データソート部１２ａ、同時計測部１２ｂ、サイノグラムデータ蓄積部１２ｃ、ランダムイベント計測部（シングルイベントレート取得手段）１２ｉ、シングルイベントレート算出部（シングルイベントレート取得手段）１２ｊ、補正係数算出部（補正係数算出手段）１２ｅ、サイノグラムデータ補正部１２ｆ、トランスミッションデータ蓄積部１２ｇ、画像再構成部（画像生成部）１２ｈを含む。
第１の実施の形態では、補正係数（１＋αｉｊ・Ｔ・Ｓｉｊ）を算出するため、シングルイベントの計数率をシングルイベント計測部１２ｄで計測していたが、本実施形態ではその代わりにデータ処理部１２Ｂは、ランダムイベント計測部１２ｉを有し、ランダムイベントの計数率Ｒｉｊを計測している。第１の実施の形態と同じ構成については同じ符号を付し、重複する説明を省略する。
【００８７】
ランダムイベント計測部１２ｉは、時間窓を同時計測の時間窓長さＴ以上ずらして、時間窓長さＴで同時計測する方法（ディレイドコインシデンス）により、ランダムイベントの計数率Ｒｉｊを取得する。
ランダムイベントの計数率Ｒ１ｉｊは、理論的にはシングルイベントの計数率Ｓｉｊと次式の関係にある。
Ｒ１ｉｊ＝βｉｊ・Ｔ・（Ｓｉｊ）２                          ・・・・・（３）
ここで、βｉｊは同時計測の検出器対ｉｊを制限する割合と実効的な時間窓長さの比例計数の積であり、被検体Ｐによらない定数である。しかし、このディレイドコインシデンスの場合も、シングルイベントが３個以上計測された場合は、マルチイベントとしてランダムイベントの計数率Ｒｉｊから棄却するようにしているので、ディレイドコインシデンス時の棄却されるマルチイベントの計数率Ｒ２ｉｊは次式のようになる。
Ｒ２ｉｊ＝γｉｊ・Ｒ１ｉｊ・Ｔ・Ｓｉｊ                      ・・・・・（４）
ここで、γｉｊは同時計測の検出器対ｉｊを制限する割合と実効的な時間窓長さの比例計数の積であり、被検体Ｐによらない定数である。
【００８８】
従って、実測されるランダムイベントの計数率Ｒｉｊは、次式のように表される。
Ｒｉｊ＝Ｒ１ｉｊ−Ｒ２ｉｊ＝βｉｊ・Ｔ・（Ｓｉｊ）２−γｉｊ・βｉｊ・Ｒ１ｉｊ・Ｔ２・（Ｓｉｊ）３                                            ・・・・・（５）
式（５）より、計測されたランダムイベントの計数率Ｒｉｊを用いて（５）式の未知数Ｓｉｊに関する３次方程式を解くことにより、シングルイベントの計数率Ｓｉｊを算出することができる。
【００８９】
シングルイベントレート算出部１２ｊは、ランダムイベント計測部１２ｉで得られたＲｉｊにもとづいて、（５）式からシングルイベントの計数率Ｓｉｊを算出する。
シングルイベントの計数率Ｓｉｊが得られれば、第１の実施形態と同様に、サイノグラムデータ補正部１２ｆからのサイノグラムデータの一点毎に対応するコインシデンスイベントの計数率Ｃｉｊに対して、補正係数（１＋αｉｊ・Ｔ・Ｓｉｊ）算出の指示に対して、補正係数算出部１２ｅがシングルイベントレート算出部１２ｊからシングルイベントの計数率Ｓｉｊを読み出し補正係数（１＋αｉｊ・Ｔ・Ｓｉｊ）を算出してサイノグラムデータ補正部１２ｆに出力することができる。
【００９０】
また、第１の実施形態の変形例のように検出器対ｉｊをグループ化して、同一グループ内のコインシデンスイベントの計数率Ｃｉｊとシングルイベントの計数率Ｓｉｊとのデータの相関関係式を補正係数算出部１２ｅで得て、コインシデンスイベントの計数率Ｃｉｊに対して対応するシングルイベントの計数率Ｓｉｊを補正係数算出部１２ｅで推定して、補正係数（１＋αｉｊ・Ｔ・Ｓｉｊ）を算出するようにしても良い。
【００９１】
以上、第２の実施形態においてはシングルイベントの計数率Ｓｉｊを直接計測せずとも第１の実施形態と同様に放射線濃度に比例するようにコインシデンスイベントの計数率Ｃｉｊのマルチイベントによる計数落ちを補正でき、定量的な画像を再構成することができる。
普通、ＰＥＴ装置１Ａ、１Ｂのデータ処理装置１２Ａ、１２Ｂは、同時計測処理の精度を上げるために、同時計測部１２ｂを有しているとともに、ランダム補正のためにランダムイベント計測部１２ｉを有していることが多い。従って、本実施形態の場合シングルイベント計測部１２ｄを新たに設ける必要が無く、簡単な構成にできる。
【００９２】
（第１および第２の実施の形態のその他の変形例）
なお、以上の第１および第２の実施形態では、サイノグラムデータの段階で補正したが、それに限定されるものではない。ＰＥＴ画像に再構成後に、画素毎に補正を行なっても良い。前記第１および第２の実施形態では、検出器対ｉｊ毎に補正していたが、ＰＥＴ画像における各画素に関係する、例えば、寄与率の高い検出器対ｉｊのシングルイベントの計数率Ｓｉｊの平均値〈Ｓｉｊ〉を得て、補正係数（１＋〈αｉｊ〉・Ｔ・〈Ｓｉｊ〉）を画素の濃度に乗じるようにしても良い。
ここで、〈αｉｊ〉は、ＰＥＴ画像における各画素に関係する、例えば、寄与率の高い検出器対ｉｊのαｉｊの平均値である。
そして、この場合も、被検体Ｐの体軸方向のスキャン位置毎に補正係数を算出するようにしても良いし、すべての被検体Ｐの体軸方向のスキャン位置に対して、１つのスキャン位置における補正前の画素の濃度と補正係数の相関式を算出して、その相関式を全スキャン位置の画素に適用するようにしても良い。
【００９３】
また、第１および第２の実施形態において、ＰＥＴ画像の全体平均的により定量性が高まるように、代表的な複数の検出器対ｉｊＧの平均のシングルイベントの計数率〈ＳｉｊＧ〉を得て、補正係数（１＋〈αｉｊＧ〉・Ｔ・〈ＳｉｊＧ〉）を算出し、これを全画素またはサイノグラムデータに乗じるようにしても良い。
前記の代表的な複数の検出器対ｉｊＧの平均のシングルイベントの計数率〈ＳｉｊＧ〉を得るために、代表的な検出器ユニット２同士の対を選び、その検出器ユニット２の対に含まれる検出器２１に対して平均のシングルイベントの計数率〈ＳｉｊＧ〉を算出し、補正係数（１＋〈αｉｊＧ〉・Ｔ・〈ＳｉｊＧ〉）を得るようにしても良い。
なお、平均のシングルイベントの計数率〈ＳｉｊＧ〉を算出する単位（母集団）として、このほかに例えば、ユニット基板２０同士の対を考えても良い。
このような補正により、同時計測処理における計数落ちによる定量性の劣化を全体的ＰＥＴ画像全体に一律的に補正できる。
【００９４】
以上、第１の実施形態および第２の実施形態およびその変形例によれば以下のような効果が得られる。
（１）  前記コインシデンスイベントの計数率の補正は、解析的に得られた補正係数の算出式を用い、同時計測部１２ｂに入力されるシングルイベントの計数率をシングルイベント計測部１２ｄにより計測、またはランダムイベント計測部１２ｉにより間接的に計測して補正係数を算出可能であり、被検体Ｐに依存せず精度の高い補正が可能となり、ＰＥＴ装置１Ａ、１ＢによるＰＥＴ画像の定量性が向上する。よって、より精度の高い診断を可能とする。
そして、高計数率つまり被検体Ｐの放射能濃度が高い場合でも、定量性の高いＰＥＴ画像を得ることができる。
その結果、高定量性を保って撮像時間を短縮することができる。
（２）  補正係数を求める対象の検出器２１の母集団の単位を、小は検出器２１の単位、ユニット基板２０に含まれる検出器２１の単位、検出器ユニット２に含まれる検出器２１の単位とすることが柔軟にできる。
そして、その対象の単位に応じて、補正係数をサイノグラムデータの１投影データごとに補正、サイノグラムデータの全体に一律補正とか、再構成画像の画素ごとに補正、再構成画像全体に一律補正とか、柔軟に補正できる。
エミッションデータの取得完了後に、操作コンソール１３から入力して、補正方法を使用者が選択切替できるようにすると、目的に応じた適切な補正画像を得ることができる。
（３）  シングルイベントの計数率にもとづいて、補正係数を算出するものであり、補正係数が容易に求まる。また、補正処理もサイノグラムデータに補正係数を乗じたり、ＰＥＴ画像の画素データに補正係数を乗じたりして、簡単に行なえる。
（４）  第２の実施形態のようにランダムイベント計測部１２ｉにおけるランダムイベントの計数率からシングルイベントの計数率を算出する場合、もともとＰＥＴ装置はランダム補正を行なうためにディレイドコインシデンス処理を行なっているものが多く、その機能を利用できるので、シングルイベント計測部１２ｄが不要となり、データ処理装置１２Ｂが簡素化できる。
【００９５】
《第３の実施形態》
次に、図１および図１１を参照しながら第３の実施形態のシンチレータと光増倍管を用いたＰＥＴ装置の場合を説明する。なお、その場合のカメラの詳細な構成の説明は省略するが、基本的に図２示した検出器ユニット２の構成において、検出器部分を除いて同じ構成である。
γ線検出器を構成する光電子増倍管はデッドタイムが大きく、時間分解能が半導体検出器に比して悪いので、アナログＡＳＩＣ２４および基板統合ＦＰＧＡ２６のデータ処理系でのデータ損失が大きい。これは、ユニット基板２０（図５参照）におけるデータ処理系でのデータ損失に対するものであり、デッドタイム補正と呼ばれる。これは、解析的にも求めることができるし、実験的に求められたデータにもとづいても補正できる。
【００９６】
本実施形態におけるデータ処理装置１２Ｃにおける各構成要素の機能について説明する。データ処理装置１２Ｃは、データソート部１２ａ、同時計測部１２ｂ、サイノグラムデータ蓄積部１２ｃ、シングルイベント計測部（シングルイベントレート取得手段）１２ｄ、補正係数算出部（補正係数算出手段）１２ｅ、トランスミッションデータ蓄積部１２ｇ、画像再構成部（画像生成部）１２ｈ、ランダムイベント計測部１２ｉ、ランダム補正部１２ｋ、シングルイベントレート補正部１２ｍ、補正係数算出部１２ｎ、サイノグラムデータ補正部１２ｐを含む。第１の実施の形態および第２の実施の形態と同じ構成については同じ符号を付し、重複する説明を省略する。
【００９７】
以下に、解析的にデータ損失係数求める場合を例に説明する。
同時計測部１２ｂおよびランダムイベント計測部１２ｉは、半導体γ線検出器の場合より大きい時間窓長さＴｓを用いてそれぞれ同時計測（Ｃｉｊ）、ディレイドコインシデンス計測（Ｒｉｊ）を行なう。シンチレータおよび光電子増倍管を用いたγ線検出器では、時間分解能が悪いので同時計測部１２ｂにおける同時計測の結果Ｃｉｊにはシングルイベントの偶発的な同時計測Ｒｉｊも含まれるので、ランダム補正部１２ｋにおいてＣｉｊ―Ｒｉｊのランダム補正を行なう。
シングルイベント計測部１２ｄは、各検出器ｉまたは各データ処理系ｉのシングルイベントの計数率Ｓｉを計測する。
シングルイベントレート算出部１２ｍは、シングルイベント計測部１２ｄが計測したシングルイベントの計数率Ｓｉを合算した同時計測部１２ｂに入力されるシングルイベントの計数率Ｓtotalを算出する。
【００９８】
各検出器ｉまたは各データ処理系ｉのシングルイベントの計数率をＳｉとしたとき、デッドタイムによるデータ損失率ｈｉ（Ｓｉ）が求まり、それらの積として合計のシングルイベントのデータ損失率ｈが次式のように算出できる。
ｈ＝Πｈｉ（Ｓｉ）                                      ・・・・・（６）
さらに、同時計測はシングルイベント対のペアリングであり、前記シングルイベントのデータ損失率の２乗がコインシデンスイベントのデータ損失率であり、その逆数が次式のように同時計測のデッドタイム補正係数Ｈとなる。
Ｈ＝ｈ−２                                              ・・・・・（７）
従って、マルチイベントによる同時計測処理における計数落ちの補正と、デッドタイム補正の両方の総合補正係数は、次式のようになる。
Ｃｉｊ・Ｈ・（１＋α・Ｔｓ・Ｓtotal）                  ・・・・・（８）
ここで、補正係数算出部１２ｎは、このデータ損失率ｈの算出およびデッドタイム補正係数Ｈの算出を行ない、サイノグラムデータ補正部１２ｐがサイノグラムデータ蓄積部１２ｃの各データに総合補正係数を乗ずる補正を行なう。
【００９９】
式（６）、式（７）から、デッドタイム補正係数Ｈは、シングルイベントの計数率Ｓｉの関数であり、シングルイベント計測部１２ｄで計測することにより、高い精度の補正ができる。その代わりにＳtotalから平均値のＳｉを求めて使用することにより、個々の検出器ｉまたはデータ処理系ｉのシングルイベントの計数率Ｓｉを計測するのを省略しても良い。その場合は、計測位置による体内放射能濃度分布を考慮することができないが、補正処理が簡素化できる。
【０１００】
実験的にデッドタイム補正係数Ｈを求めるには、放射能濃度に対する同時計測部１２ｂに入力するシングルイベントの計数率の曲線を求め、理論直線との比メルコとによってシングルイベントの計数率のデータ損失率ｈを求める。次いで、式（６）、式（７）よりデッドタイム補正係数Ｈを求めて、シングルイベントの計数率Ｓｉ依存のテーブル関数として補正係数算出部１２ｎが参照可能にすれば良い。
【０１０１】
本実施例によれば、ユニット基板におけるデータ処理系のデッドタイムによるデータ損失と同時計測処理時のマルチイベントによるデータ損失を解析的に分離して、それぞれの補正係数から総合補正係数を算出して、被検体Ｐに依存しない精度の高いＰＥＴ画像の補正ができる。その結果、定量性の高いＰＥＴ画像を得ることができる。
図１２に示すように、コインシデンスイベントの計数率に対する、マルチイベントによる計数率補正処理と、さらにデッドタイム補正処理により、理論直線に近づけることができる。
また、デッドタイムによるデータ処理系でのデータ損失を、各データ処理系ｉのシングルイベントの計数率Ｓｉから積算して算出するので、より精度の高いデッドタイム補正ができる。
【図面の簡単な説明】
【０１０２】
【図１】本発明の第１の実施形態に係るＰＥＴ装置の構成を示す斜視図である。
【図２】図１のＰＥＴ装置のカメラの周方向の断面と、データ処理装置の機能ブロック構成を模式的に示した図である。
【図３】（ａ）は検出器ユニットをカメラに装着する構成を示したカメラの一部破断斜視図であり、（ｂ）はカメラの中央部の検出器ユニット実装状態を示す断面図である。
【図４】（ａ）は第１の実施形態に係る半導体γ線検出器を用いたユニット基板を示した正面図であり、（ｂ）は同（ａ）の側面図である。
【図５】ユニット統合ＦＰＧＡの概略構成、およびアナログＡＳＩＣとユニット統合ＦＰＧＡの接続関係を示したブロック図である。
【図６】アナログＡＳＩＣのアナログ信号処理回路を模式的に示したブロック図である。
【図７】ユニット基板を複数枚収納した検出器ユニットの構造を示す図であり、（ａ）は検出器ユニットを周方向に見た断面図であり、（ｂ）は（ａ）におけるＹ−Ｙ断面図である。
【図８】統合ＦＰＧＡにおける散乱線処理機能を説明するブロック構成図である。
【図９】放射能濃度とコインシデンスイベントの計数率の関係を示す図である。
【図１０】本発明の第２の実施形態に係るＰＥＴ装置のカメラの周方向の断面と、データ処理装置の機能ブロック構成を模式的に示した図である。
【図１１】本発明の第３の実施形態に係る核医学診断装置としてのＰＥＴ装置のデータ処理装置の機能ブロック構成を模式的に示した図である。
【図１２】放射能濃度とコインシデンスイベントの計数率の関係を示す図である。
【符号の説明】
【０１０３】
１Ａ、１Ｂ  ＰＥＴ装置
２      検出器ユニット
２Ａ    ユニット支持部材
４      補助データ収集ユニット
１１    カメラ
１１ａ  蓋
１１ｂ  開口部
１２Ａ、１２Ｂ  データ処理装置
１２ａ  データソート部
１２ｂ  同時計測部
１２ｃ  サイノグラムデータ蓄積部
１２ｄ  シングルイベント計測部（シングルイベントレート取得手段）
１２ｅ  補正係数算出部（補正係数算出手段）
１２ｆ  サイノグラムデータ補正部
１２ｇ  トランスミッションデータ蓄積部
１２ｈ  画像再構成部（画像生成部）
１２ｉ  ランダムイベント計測部（シングルイベントレート取得手段）
１２ｊ  シングルイベントレート算出部（シングルイベントレート取得手段）
１３    操作コンソール
１３ａ  表示装置
１３ｂ  入力操作部
１４    ベッド
２０    ユニット基板
２０ａ  検出器基板領域
２０ｂ  ＡＳＩＣ基板領域
２０ｃ  ユニット基板本体
２１    半導体放射線検出器（γ線検出器）
２２    コンデンサ
２３    抵抗器
２４    アナログＡＳＩＣ（データ生成部）
２４Ａ  ファースト系
２４Ｂ  スロー系
２４ａ  前置増幅器
２４ｂ  タイミングピックオフ回路
２４ｃ  閾値制御回路
２４ｄ  波形整形回路
２４ｅ  ピークホールド回路
２５    アナログ／デジタル変換器
２６    基板統合ＦＰＧＡ（データ生成部）
３０    筐体
３０ａ  天板
３０ｃ  側板
３１    ユニット統合ＦＰＧＡ
３２    統合基板
３３    アナログ信号処理回路
３４    検出信号処理部
３５    タイミング検出部
３６    検出器制御部
３７    データ転送部
３８    コネクタ
３９    ガイド部材
４１ａ  位置保持孔
４１ｂ  位置保持部材
４１ｃ  ナット
４２、４３    ケーブル
８０    第１データソート部
８１    第１散乱線処理部
８２    第２データソート部
８３    第２散乱線処理部
８４    散乱線データソート部
Ｃ２    基板コネクタ
【図１】
2008190901.tif 000003
【図２】
2008190901.tif 000004
【図３】
2008190901.tif 000005
【図４】
2008190901.tif 000006
【図５】
2008190901.tif 000007
【図６】
2008190901.tif 000008
【図７】
2008190901.tif 000009
【図８】
2008190901.tif 000010
【図９】
2008190901.tif 000011
【図１０】
2008190901.tif 000012
【図１１】
2008190901.tif 000013
【図１２】
2008190901.tif 000014