(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
アノードおよびカソードの電極の間に半導体材料が挟まれてγ線を検出する複数の放射線検出器からのγ線検出信号を入力すると、γ線を検出した放射線検出器のアドレスを判別するγ線検出信号処理装置を備え、
γ線を検出した放射線検出器の前記アドレスに基づいて画像を構成する核医学撮像装置において、
前記放射線検出器から入力されるγ線検出信号の電圧のレベルが所定の値になるまでの立ち上がり時間を解析する立ち上がり時間解析手段と、
あらかじめ求めておいた、前記立ち上がり時間と前記電極に挟まれた方向における放射線検出器の内部でのγ線の吸収位置との対応関係の情報に基づき、前記検出された立ち上がり時間から、前記放射線検出器の内部でのγ線の吸収位置を生成する位置補正データ生成手段と、
前記放射線検出器のアドレスと前記放射線検出器の内部でのγ線の吸収位置とに基づいて、前記アドレスを、当該放射線検出器の内部での位置を加味したアドレスに補正する補正用演算手段をさらに備え、
前記補正したアドレスで示される吸収位置に基づいて画像を構成すること
を特徴とする核医学撮像装置。
【請求項２】
前記複数の放射線検出器のγ線の入射側に配置され、γ線をそれぞれの前記放射線検出器に導く複数のγ線通路を形成しているコリメータを設けたこと
を特徴とする請求項１に記載の核医学撮像装置。
【請求項３】
前記コリメータは、１つの前記放射線検出器に対して対向する複数の前記γ線通路を有すること
を特徴とする請求項２に記載の核医学撮像装置。
【請求項４】
前記γ線検出信号を入力すると、γ線の検出時刻を判別するとともに、前記検出時刻に基づいて同時判定を行い、前記同時判定により同時と認定された一対のγ線を検出した放射線検出器の前記アドレスと前記放射線検出器の内部でのγ線の吸収位置とに基づいて、前記アドレスで示される吸収位置を補正するＰＥＴ装置であること
を特徴とする請求項１に記載の核医学撮像装置。
【請求項５】
前記放射線検出器は、γ線の入射側に前記対向する一方の電極が位置するように、γ線の出射側に前記対向する他方の電極が位置するように配置されていること
を特徴とする請求項１ないし請求項４のいずれか１項に記載の核医学撮像装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、放射性同位元素（ＲＩ）によって標識された薬剤を患者等の被検体に投与し、そのＲＩから放出されるγ線を検出して、被検体内のＲＩ分布を取得する核医学撮像装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
患者等の被検体にＲＩによって標識された放射性薬剤（以下、単に、薬剤という）を投入し、そのＲＩから放出されるγ線を検出して、被検体内のＲＩ分布を取得する装置を総じて核医学撮像装置と呼ぶ（例えば特許文献１参照）。核医学撮像装置の代表的なものとしては、ガンマカメラやシングルフォトンエミッションＣＴ（ＳＰＥＣＴ）、ポジトロンエミッションＣＴ（ＰＥＴ）等がある。
【０００３】
ガンマカメラは、被検体内から放出されるγ線を平面型検出器によって測定し、その平面分布をイメージングする装置であり、平面型検出器の前面にはコリメータを取り付け、γ線の入射方向を制限して指向性を与えている。平面型検出器は複数の放射線検出器を複数列及び複数行に配置している。
【０００４】
単光子放出型断層写真撮影装置（ＳＰＥＣＴ装置）は、前記のガンマカメラと同様の平面型検出器を被検体の周囲に配置して被検体内から放出されるγ線を検出し、Ｘ線ＣＴと同様に画像化処理して被検体の断層像を得る装置である。ＳＰＥＣＴ装置についてもガンマカメラと同様に、平面型検出器の前面にコリメータを取り付け、γ線の入射方向を制限している。ＳＰＥＣＴ装置に用いられるＲＩは単一のγ線を放出する核種（例えば９９ｍＴｃや１２３Ｉ等）が用いられる。ＳＰＥＣＴ装置は少なくともいずれかのＲＩの被検体内での分布を画像化し、臓器の循環、代謝情報を知ることができる。
【０００５】
陽子放出型断層写真撮影装置（ＰＥＴ装置）は、被検体周囲に配置したリング状検出器によって被検体内から放出されるγ線を検出し、このγ線の検出信号を基に画像化処理して被検体内のＲＩ分布を示す断層像を得る装置である。リング状検出器は環状に且つベッドの長手方向に配置された多数の放射線検出器を有する。そのＰＥＴ装置は、陽電子（β＋）を放出する核種によって標識した薬剤を被検体に投与し、β＋を放出して電子と結合し消滅する際に、ほぼ反対方向（１８０±０．６°）に放出する５１１ｋｅＶの一対のγ線を検出対象としている。
【０００６】
ＰＥＴ装置は、同じタイミングで検出された一対のγ線を同時計数装置で選出すれば、一対のγ線の入射方向を判別することができる。このため、ＰＥＴ装置は、ガンマカメラやＳＰＥＣＴ装置と異なりコリメータを使用する必要がない。ＰＥＴ装置に用いられる陽電子放出核種には１８Ｆ、１５Ｏ、１１Ｃ等がある。例えば１８Ｆで標識した薬剤であるフルオロデオキシグルコース（２−［Ｆ−１８］ｆｌｕｏｒｏ−２−ｄｅｏｘｙ−Ｄ−ｇｌｕｃｏｓｅ，１８Ｆ−ＦＤＧ）は、被検体内に投与されたとき、糖代謝により腫瘍組織に高集積することを利用し、腫瘍部位の特定に使用される。
【０００７】
ところで、従来の核医学撮像装置においては、γ線を検出する放射線検出器として、主に酸化ビスマスゲルマニウム（ＢＧＯ）やタリウム添加ヨウ化ナトリウム（ＮａＩ（Ｔｌ））等の物質で構成されたシンチレータを用いている。この放射線検出器は、入射したγ線をシンチレータによって一旦微弱な光に変換し、この微弱な光を光電子増倍管やフォトダイオード等で電気信号に変換する。そのため、核医学撮像装置が大型化してしまうという問題があった。
【０００８】
そこで、現在テルル化カドミウム（ＣｄＴｅ）やテルル化カドミウム亜鉛（ＣｄＺｎＴｅ）等の半導体セルで構成される半導体放射線検出器（以下、半導体検出器という）が注目されている（例えば特許文献２参照）。これら半導体検出器はγ線を電荷キャリア（電子と正孔）へと直接的に変換する。従って、個々の半導体セルでγ線を検出できるため、シンチレータと光電子増倍管を用いた場合に比べ装置の小型軽量化が期待できる。また、生成される電荷キャリア数も、シンチレータ検出器によって得られる数に比べて非常に多く、この事は良好なエネルギー分解能を得られることを意味している。
【特許文献１】特開平１１−３３７６４５号公報（段落番号［０００２］、図１）
【特許文献２】特開２００３−７９６１４号公報（段落番号［００１６］、図１）
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００９】
本発明の目的は、半導体放射線検出器を用いた場合にノイズのより少ない画像を得ることができる核医学撮像装置を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
前記目的を達成するため、本発明では、誘起電荷量に対応して半導体放射線検出器から出力される電圧信号（γ線検出信号）の立ち上がり時間を解析する機能と、立ち上がり時間に基づいて、半導体検出器の半導体検出部内の吸収位置を精度良く求めるための位置補正データを生成する機能とを備えたことを特徴とする。
【００１２】
なお、好ましくは、（１）予め電圧信号の立ち上がり時間と半導体検出素子内の吸収位置との相関を求めるための立ち上がり時間−吸収位置特性データ（位置補正データ生成装置で使用）を作成しておき、（２）立ち上がり時間解析器と、立ち上がり時間−吸収位置特性データを内蔵した位置補正データ生成装置を含む補正データ生成装置を撮像装置の装置系に組み込んでおき、（３）位置補正データ生成装置に基づいた吸収位置データから検出器アドレス（検出器内の吸収位置）を新たなアドレスデータとして出力するように構成する。
【００１３】
前述の立ち上がり時間−吸収位置特性データは撮像装置の稼働前に生成し、その後、半導体放射線検出器の経時特性に応じて定期的に特性試験を実施し、それらの特性データを更新することができる。また、それらの特性データにおける立ち上がり時間の区画及び吸収位置の区画の数は、要望された分解能、画質に応じて調整することができる。
【００１４】
補正データ生成装置は１つの半導体放射線検出器に１個設けても良いが、入射γ線に応じて複数の半導体放射線検出器毎に一つ設けて処理することもできる。なお、個々の半導体検出素子（半導体検出部）の特性を考慮し、補正データ生成装置内の特性データを個々の補正データ生成装置毎に設定してもよいが、吸収位置の区画数が数個程度であれば個々の補正データ生成装置毎に特性データを設定する必要はなく、代表的な一特性データを複数もしくは全ての補正データ生成装置に適用してもよい。このような場合でも、十分に吸収位置の精度の向上を図ることができる。
【発明の効果】
【００１５】
本発明によれば、空間分解能を向上でき、ノイズが低減された画像を得ることができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１６】
発明者等は、半導体検出器を適用した核医学撮像装置を詳細に検討した際に新たな課題を発見した。発明者等が発見した、半導体検出器における新たな課題を以下に詳細に説明する。半導体検出器にγ線が入射した時に内部で発生する現象を図１０及び図１１を用いて詳細に説明する。
【００１７】
図１０に示すように、半導体検出器６０は、例えばＣｄＴｅで構成される半導体検出素子６９と、この半導体検出素子６９の両端に形成されたアノード６３及びカソード６４とによって構成されている。入射γ線６５はこの半導体検出器６０に入射し、半導体検出素子６９内部の異なるγ線吸収位置６６Ａ，６６Ｂで半導体検出素子６９と相互作用を起こす。半導体検出素子６９の内部では入射γ線６５の吸収により電子６７と正孔６８を生成する。半導体検出素子６９には電圧が印加されているため、電子６７はアノード６３に、正孔６８はカソード６４に向かってそれぞれ移動する。
【００１８】
これら電荷キャリア（電子６７、正孔６８）の移動により半導体検出素子６９の両端で電荷が誘起され、後段の増幅器（図示せず）によって誘起電荷量に比例した電圧信号が出力される。後段の信号処理装置（図示せず）では、この電圧信号から検出することにより入射γ線６５の検出時刻及びエネルギーを認識する。
【００１９】
図１１（ａ）、（ｂ）に、γ線吸収位置６６Ａ、６６Ｂにおける出力電圧信号の時間経過を示す。ここで、この増幅器から出力される電圧信号の時間経過は２つの成分から構成され、１つは電子による高速成分であり、もう１つは正孔による低速成分である。これらの違いは移動度の違いに起因しており、例えばＣｄＴｅにおいては電子６７の移動度が約１１００ｃｍ２／Ｖ／秒、正孔６８の移動度が約１００ｃｍ２／Ｖ／秒と、およそ１桁異なる。
【００２０】
即ち、これは、電圧信号の時間経過が半導体検出素子６９内のγ線吸収位置６６Ａ，６６Ｂに依存して変化することを意味する。カソード６４の近傍であるγ線吸収位置６６Ａでγ線が吸収されると、低速な正孔成分３２Ａでもカソード６４までの距離が短いために短時間で電荷が誘起される。電子成分３１Ａについてもアノード６３までの距離は長いが高速なために短時間で電荷が誘起される。この結果、正孔成分３１Ａと電子成分３１Ｂの両成分を足し合わせた電圧信号３３Ａも高速で立ち上がり（図１１（ａ）中のΔＴ参照）、最大値に達した後、徐々に減衰していく。
【００２１】
一方、アノード６３の近傍であるγ線吸収位置６６Ｂでγ線が吸収されると、電子成分３１Ｂはアノード６３までの距離が短いために非常に短時間で電荷が誘起されるが、逆に正孔成分３２Ｂはカソード６４までの距離が長く、低速なため、立ち上がりが遅い（図１１（ｂ）中のΔＴ参照）。従って電圧信号３３Ｂが最大値に達する時間も長くなる。また、正孔６８はカソード６４への移動時にトラップされてしまい十分に収集することができなくなるため、吸収位置３０Ａで得られる程の誘起電荷量に及ばず、信号量欠損の原因となる。このように、半導体検出器においてγ線吸収位置によっては信号欠損が生じると、この半導体検出器の出力であるγ線検出信号に基づいて得られる情報を用いて作成される患者の画像情報に対してノイズになるという新たな課題を、発明者等が見出した。
【００２２】
前述のように、γ線吸収位置６６Ａ、６６Ｂの違いによる出力信号の変化は、主として低速成分である正孔に依存している。例えばＣｄＴｅでは、Ｓｉ（電子：１５００ｃｍ２／Ｖ／秒、正孔：５００ｃｍ２／Ｖ／秒）やＧｅ（電子：３９００ｃｍ２／Ｖ／秒、正孔：１９００ｃｍ２／Ｖ／秒）に比べて電子、正孔共に移動度が遅く、しかも電子と正孔とで移動度の違いが大きいことから、電圧信号３３Ｂの最大値に達する時間が長くなる傾向が顕著となる。
【００２３】
発明者等は、半導体検出器において生じる上記の現象が核医学撮像装置にとって次のような損失をもたらすことを新たに見出した。すなわち、例えばＰＥＴ装置において同時に放出される一対のγ線を検出し、この一対のγ線が同時に入射されたと判別する場合、予め同時計数時間窓と呼ばれる時間幅を設定しておき、この時間幅内に得られた２つの検出事象を同時と判定する。この時間幅は小さい程好ましい。なぜならその時間幅が大きいと、その時間幅内で一対のγ線を検出する（真の同時計数）だけでなく、体内の他の箇所でも発生したγ線を検出する（偶発同時計数）機会が増えるためである。偶発同時計数は偽の現象であり、被検体の画像（断層像）に対するノイズの原因となる。
【００２４】
一方、シンチレータ検出器の場合、発光現象を利用しているため入射γ線は検出素子内部のどこで吸収されても信号の立ち上がりはほとんど変わらないので、入射γ線が吸収された瞬間の時刻（γ線吸収時刻）と後段のタイミング検出装置で信号を検出する時刻（検出時刻）との時間差が吸収された位置に対してほとんど変化せず、また信号の立ち上がりが速い。従ってシンチレータ検出器においては同時検出する性能に優れ、いわゆる同時計数分解能を示す半値幅は短く、約１０［ｎｓ］であり、時間幅もほぼ同程度に設定できる。
【００２５】
ところが、ＣｄＴｅ等の半導体検出器では前述の様に吸収位置に依存して信号の立ち上がりが変化するため、γ線吸収時刻と検出時刻のばらつきが大きくなる。このため半値幅は２０［ｎｓ］程度と大きくする必要があり、同時計数時間窓と呼ばれる時間幅も同様に大きく設定しなければならない。そこで、半導体検出器を用いた場合において被検体の画像（断層像）の画質を向上させるためにも、半導体検出器を用いた場合においてもシンチレータ検出器に劣らない程度の同時計数分解能を保証する必要がある。
【００２６】
発明者等は、上記した新たに発見した課題を解消するために、すなわち画像におけるノイズの低減を図るために本発明をなしたのである。その新たな課題を解消するために種々検討して得られた本発明の具体的な実施の形態（第３の実施の形態）を、以下に説明する。
【００２７】
（第１の実施の形態）
次に、第１の実施の形態である核医学撮像装置、具体的にはＰＥＴ装置を、図１ないし図６を参照して詳細に説明する。なお、この第１の実施の形態は、後記する第３の実施の形態を説明するうえで必要となるものである。以下の説明において、同一の要素については番号の次にアルファベット小文字で付し、重複した説明を省略する。
【００２８】
まず、本実施の形態のＰＥＴ装置の時刻補正データ生成装置１７及び位置補正データ生成装置１８（図５）に用いる立ち上り時間ΔＴと検出時刻差Δτとの関係を示す特性、及び立ち上り時間ΔＴと吸収位置Δｘ（Ｎ’）との関係を示す特性を得る試験装置Ａを、図１を用いて説明する。試験装置Ａは、半導体検出器１ａ、１ｂと、負の高圧電源５と、半導体検出器１ａ、１ｂで誘起された電荷を増幅する前置増幅器６ａ、６ｂと、前置増幅器６ａ、６ｂの出力を高速で波形整形して増幅する高速増幅器７ａ、７ｂと、この高速増幅器７ａ、７ｂの出力信号のタイミングを検出するタイムピックオフ装置８ａ、８ｂと、タイムピックオフ装置８ａからの出力信号を所定時間遅らせる遅延装置９と、２つのタイムピックオフ装置８ａ、８ｂから出力されたタイミングパルスの時間差に比例した波高のパルスを出力する時間波高変換器１０と、高速増幅器７ａの出力波形の立ち上がり時間に比例した波高のパルスを出力する立ち上がり時間解析器１１とから構成される。なお、半導体検出器１ａ、１ｂは、約５ｍｍ角の２つの半導体検出素子２ａ、２ｂと、電圧印加電極（陽極）であるアノード３ａ、３ｂと、陰極であるカソード４ａ、４ｂとを備えている。
【００２９】
２つの半導体検出器１ａ、１ｂの間に２２Ｎａ等の陽電子放出核種の標準線源１２及び穴径が約１００μｍの鉛製コリメータ１３を設置する。まず初めは、半導体検出器１ａ、１ｂのカソード４ａ、４ｂをコリメータ１３の出口側に配置する。従って、標準線源１２が放出した陽電子の消滅により発生する一対のγ線２９、２９は、半導体検出器１ａ、１ｂのカソード４ａ、４ｂ近傍に入射する。半導体検出素子２ａ、２ｂ内部にγ線が吸収されたことにより誘起された各電荷は、図４に示すように、波形３６Ａの形で発生する。その電荷を入力した前置増幅器６ａ、６ｂは波形３７Ａの電圧信号を出力する。この電圧信号を入力した高速増幅器７ａ、７ｂは波形３７Ａの立ち上がり波形を有した波形３８Ａの電圧信号を出力する。高速増幅器７ａの出力信号はタイムピックオフ装置８ａ及び立ち上がり時間解析器１１に入力される。高速増幅器７ｂの出力信号はタイムピックオフ装置８ｂに入力される。タイムピックオフ装置８ａ、８ｂは、例えばコンスタントフラクション方式等でタイミングパルスを出力する。時間波高変換器１０は両タイミングパルスの検出時刻差（時刻補正値）Δτに比例した波高のパルスを出力する。
【００３０】
一方、立ち上がり時間解析器１１は、例えば入力信号波高の１０％から９０％までに経過した立ち上がり時間ΔＴに比例した波高のパルスを出力する。現在の状態（図１の状態）では、一対のγ線２９、２９がそれぞれカソード４ａ、４ｂ付近で吸収されるため、前述したように、半導体検出素子２ａ、２ｂ内部で発生する正孔成分と電子成分による電圧信号もそれぞれ高速で立ち上がり（図１１（ａ）中のΔＴ参照）、両者のタイミング検出の時間差も小さい。即ち検出時刻差Δτも立ち上がり時間ΔＴも小さい。
【００３１】
ここで、一方の半導体検出器１ａを図１中の矢示ａ方向に移動して測定すると、半導体検出素子２ａ内の吸収位置はカソード４ａから離れるために、半導体検出器１ａで発生する電圧信号の立ち上がりが低速となる。このため、図４に示すように、半導体検出器１ａから出力される誘起電荷の波形は３６Ｂ、前置増幅器６ａの出力である電圧信号の波形は３７Ｂ、及び高速増幅器７ａの出力である電圧信号の波形は３８Ｂのようになる。これに伴って、検出時刻差Δτと立ち上がり時間ΔＴが増加する。このように半導体検出器１ａをコリメータ１３に対して矢印ａ（図１）の方向に移動させることにより、図２に示すような立ち上がり時間ΔＴと検出時刻差Δτとの相関、及び立ち上がり時間ΔＴと半導体検出器１ａの移動量Δｘ（以下、吸収位置Δｘという）との相関を得ることができる。
【００３２】
従って、図２に示す特性を基に入力された立ち上がり時間ΔＴを検出時刻差（時刻補正値）Δτに変換し、得られた検出時刻差Δτを出力する時刻補正データ生成装置、及び図３に示す特性を基に入力された立ち上がり時間ΔＴを吸収位置Δｘに変換し、吸収位置Δｘ（以降の実施の形態では位置情報として吸収位置Ｎ′と表記する）を出力する位置補正データ生成装置をそれぞれ作成することができる。なお、図２、図３を見ても分かるようにΔＴ−Δτ特性、ΔＴ−Δｘ（Ｎ′）特性はばらつきをもった分布を有しており、１対１で変換することは困難である。そこで、例えば立ち上がり時間ΔＴを、ΔＴ１、ΔＴ２を境として３つの時間区画に分け、時刻補正データ生成装置ではそれらの時間区画に対応してΔτ１、Δτ２、Δτ３に、及び位置補正データ生成装置ではそれらの時間区画に対応してΔＮ１′、ΔＮ２′、ΔＮ３′に変換してもよい。または、その３つの区画毎に立ち上がり時間ΔＴと検出時刻差Δτとの第１関係式、及び立ち上がり時間ΔＴと吸収位置Ｎ′との第２関係式をそれぞれ設定し、時刻補正データ生成装置は第１関係式を用いて立ち上がり時間ΔＴに対応した検出時刻差Δτを、位置補正データ生成装置は第２関係式を用いて立ち上がり時間ΔＴに対応した吸収位置Ｎ′を算出するようにしてもよい。
【００３３】
次に、図２に示すΔＴ−Δτ特性、図３に示すΔＴ−Δｘ（Ｎ′）特性を用いた本実施の形態に係るＰＥＴ装置（核医学撮像装置の一種）を、図５を参照して説明する。まず、被検体（被検診者）Ｈに１８Ｆ等の陽電子放出核種を標識した薬剤を投与し、薬剤が被検体Ｈ内を拡散して撮像可能な状態となるまで待機する。これにより、薬剤は被検体内の癌の患部に集積する。ＰＥＴ装置Ｐは、図５に示すように、例えばＣｄＴｅからなる半導体検出器１ａ、１ｂ・・・１ｎをリング状に配置した構成となっている。撮像可能な状態になった被検体Ｈが横たわっているベッドＢがＰＥＴ装置Ｐ内に挿入される。この状態で、多数の半導体検出器が被検体Ｈの周囲を取り囲んでいる。それらの半導体検出器は、薬剤に起因して被検体Ｈから反対方向（１８０±０．６°）に放出される一対のγ線をそれぞれ検出する。このようにして、ＰＥＴ撮像が行われる。ＰＥＴ装置Ｐは、更に、γ線検出信号処理装置４１、同時係数装置２６及び画像再構成装置（画像作成装置）２８を有する。ＰＥＴ装置Ｐに設置される多数の半導体検出器は、ＰＥＴ装置Ｐの周方向において複数の群に分割されている。γ線検出信号処理装置４１は、それらの群ごとに設けられる。
【００３４】
以下、図６に基づいて、１つのγ線検出信号処理装置４１について説明する。各半導体検出器のカソード４ａ、４ｂ・・・４ｎには高圧電源５から電圧が印加されている。被検体Ｈから放出されたγ線が各半導体検出器１の半導体検出素子（半導体検出部）２ａ、２ｂ・・・２ｎに入射すると、γ線が半導体検出素子２によって吸収された場合、その吸収されたγ線のエネルギーに対応した量の電荷がアノード３ａ、３ｂ・・・３ｎ及びカソード４ａ、４ｂ・・・４ｎにそれぞれ誘起される。それぞれの誘起電荷は、アノード３ａ、３ｂ・・・３ｎに個々に接続されている前置増幅器６ａ、６ｂ・・・６ｎにγ線検出信号として出力され、該当する前置増幅器によって増幅される。
【００３５】
前置増幅器６ａ、６ｂ・・・６ｎに個々に接続されている低速増幅器（比例増幅器）１４ａ、１４ｂ、・・・１４ｎのそれぞれは、前置増幅器６ａ、６ｂ・・・６ｎのうちの該当する前置増幅器からの出力を入力して前述の誘起電荷量に応じた十分な波高を有する、図４に示す電圧波形３９Ａ（または電圧波形３９Ｂ）を出力する。この電圧波形の波高はγ線エネルギー値を反映している。低速増幅器１４ａ、１４ｂ、・・・１４ｎに個々に接続されている波高保持装置１５ａ、１５ｂ・・・１５ｎのそれぞれは、該当する低速増幅器からの電圧波形３９Ａ（または電圧波形３９Ｂ）を入力し、その電圧波形の波高値を有したパルス信号を信号処理装置２０の波高弁別装置２３ａ、２３ｂ、・・・２３ｎに出力する。
【００３６】
一方、前置増幅器６ａ、６ｂ・・・６ｎに個々に接続されている高速増幅器７ａ、７ｂ、・・・７ｎのそれぞれは、前置増幅器６ａ、６ｂ・・・６ｎのうちの該当する前置増幅器から出力された信号の立ち上がりを高速で増幅し、図４に示す波形３８Ａ（または波形３８Ｂ）の電圧信号を出力する。
【００３７】
高速増幅器７ａ、７ｂ、・・・７ｎのうち該当する高速増幅器からの電圧信号を入力するタイムピックオフ装置（時刻検出装置）８ａ、８ｂ、・・・８ｎは、それぞれ、信号処理装置２０の時刻判別装置（時刻付与装置）２２ａ、２２ｂ、・・・２２ｎのうち接続されている時刻判別装置に、その電圧信号の受信タイミングに応じてタイミングパルスを出力する。タイムピックオフ装置及び時刻判別装置は時刻決定装置を構成している。高速増幅器７ａ、７ｂ、・・・７ｎの電圧信号は補正データ生成装置１６の立ち上がり時間解析器（立ち上り時間発生装置）１１にも入力される。立ち上がり時間解析器１１は、高速増幅器７ａ、７ｂ、・・・７ｎからのそれぞれの電圧信号を基にそれぞれの電圧信号の立ち上がり時間ΔＴを計測し、時刻補正データ生成装置１７及び位置補正データ生成装置１８に出力する。補正データ生成装置１６は、立ち上がり時間解析器１１、立ち上がり時間解析器１１から出力される立ち上がり時間ΔＴを基に検出時刻差Δτを求める時刻補正データ生成装置１７、その立ち上がり時間ΔＴを基に吸収位置Ｎ′を求める位置補正データ生成装置１８を備える。
【００３８】
時刻補正データ生成装置１７は、図２を基にして得られた時刻データ特性（例えば、立ち上がり時間ΔＴと検出時刻差Δτの関係式）を用いて高速増幅器７ａ、７ｂ、・・・７ｎのそれぞれの電圧信号の各立ち上がり時間ΔＴに対して時刻補正値である検出時刻差Δτをそれぞれ求め、信号処理装置２０の補正用演算装置２５に出力する。これらの検出時刻差Δτは半導体検出器１ａ、１ｂ・・・１ｎからそれぞれ出力されるγ線検出信号に対するものである。位置補正データ生成装置１８は、図３を基にして得られた位置データ特性（例えば、立ち上がり時間ΔＴと吸収位置Ｎ′の関係式）を用いて上記の各立ち上がり時間ΔＴに対して半導体検出器１ａ、１ｂ・・・１ｎの吸収位置Ｎ′をそれぞれ求め、信号処理装置２０の補正用演算装置２５に出力する。
【００３９】
信号処理装置２０では以下の処理が行われる。波高弁別装置２３ａ、２３ｂ、・・・２３ｎのそれぞれは、閾値以上の波高値を有するパルス信号を弁別して時刻判別装置２２ａ、２２ｂ、・・・２２ｎのうち該当する時刻判別装置に出力する。時刻判別装置２２ａ、２２ｂ、・・・２２ｎのそれぞれには、高速クロック装置１９からのタイミングパルスであるクロック信号が入力される。各時刻判別装置は、波高値を有するパルス信号を、該当するタイムピックオフ装置からタイミングパルスを入力したときのクロック信号に対応した時刻τの時刻情報を有するデジタル信号に変換し、このデジタル信号を該当するアドレス判別装置２４に出力する。時刻判別装置２２ａ、２２ｂ、・・・２２ｎ及びアドレス判別装置２４は時刻・アドレス判断装置２１に含まれる。
【００４０】
アドレス判別装置２４は、時刻判別装置２２ａ、２２ｂ、・・・２２ｎのそれぞれから時刻τの時刻情報が付与されたデジタル信号を入力したとき、そのデジタル信号を出力した時刻判別装置が実質的に接続されている半導体検出器のアドレス情報Ｎがそのデジタル信号に付与される。アドレス判別装置２４は時刻情報τ及びアドレス情報Ｎが付与されたデジタル信号を補正用演算装置２５に出力する。アドレス情報は、ＰＥＴ装置Ｐに設けられた各半導体検出器ごとに付与されている。補正用演算装置２５において、時刻τが検出時刻差（時刻補正値）Δτにより補正された時刻補正情報（τ−Δτ）が生成され、更に、アドレス情報Ｎに半導体検出器１内部の吸収位置Ｎ′の情報が付加された補正アドレス情報（Ｎ＊Ｎ′）が生成される。補正用演算装置２５は、時刻補正情報（τ−Δτ）及び補正アドレス情報（Ｎ＊Ｎ′）が付与されているデジタル信号を同時計数装置２６に出力する。
【００４１】
本実施の形態では、前置増幅器、高速増幅器、タイムピックオフ装置、低速増幅器、波高保持装置、時間判別装置及び波高弁別装置は、それぞれ、半導体検出器ごとに設けられている。このため、１つの半導体検出器の出力であるγ線検出信号は、途中で信号形態が変わる場合もあるが、実質的にそれらの装置に入力されることになる。
【００４２】
本実施の形態は、時刻補正データ生成装置１７、及び補正用演算装置２５における時刻τを検出時刻差Δτで補正する構成を含む時刻補正装置と、位置補正データ生成装置１８、及び補正用演算装置２５におけるアドレス情報Ｎに半導体検出器１内部の吸収位置Ｎ′の情報を付加する構成を含む位置補正装置を備えているとも言える。補正アドレス情報（Ｎ＊Ｎ′）は、該当する半導体検出器のアドレス情報Ｎ（半導体検出器の番地）及びその半導体検出器内においてガンマ線が吸収された位置Ｎ′を含んでいるため、ガンマ線の吸収された位置を精度良く示している。吸収位置Ｎ′の情報をアドレス情報Ｎに付加することは、アドレス情報Ｎの補正に相当する。
【００４３】
なお、図６に示した半導体検出器１及びγ線検出信号処理装置４１の構成はＰＥＴ装置Ｐに設けられたそれらの一部である。ＰＥＴ装置Ｐに設けられた多数の半導体検出器が、半導体検出器１ａ、１ｂ・・・１ｎを１つの単位として、複数のグループに分割されている。それらの半導体検出器は、図５に示すように、グループ毎に異なるγ線検出信号処理装置４１にγ線検出信号を出力する。それらのγ線検出信号処理装置４１から出力された、時刻補正情報及び補正アドレス情報が付与されている各デジタル信号が、同時計数装置２６に入力される。
【００４４】
同時計数装置２６は、各信号処理装置２０の補正用演算装置２５から出力されたデジタル信号を用いて同時計数を行う。すなわち、それらのデジタル信号に付与された時刻補正情報（τ−Δτ）のうち、同時計数時間窓ｗ［ｎｓ］の時間内に入っている２つのデジタル信号を選択すると共に、同時計数によりそれらの２つのデジタル信号を１つの信号として計数する。同時係数装置２６は、選別された２つの信号の補正アドレス情報の組み合わせ（一対の補正アドレス情報）、及び同時計数された信号の計数値（γ線対の発生数）の各情報を、同時計数装置２６のメモリ（図示せず）に記憶する。
【００４５】
画像再構成装置２８は上記メモリ内の複数対の補正アドレス情報及び計数値を記憶装置２７に記憶させる。その一対の補正アドレス情報が、上記一対のγ線２９のそれぞれの飛行方向データに相当する。画像再構成装置２８は、複数対の補正アドレス情報及び計数値を用いて、公知のフィルタバックプロジェクション法により各ボクセルにおけるγ線発生密度を求める。画像再構成装置２８は、これらのγ線対発生密度に基づいて、放射性核種の集積位置、即ち腫瘍位置での断層画像を作成する。この断層像の情報は記憶装置２７に記憶される。また、その断層像の情報は表示装置（図示せず）に表示される。
【００４６】
なお、選択された２つのデジタル信号を１つの信号として計数して得られた計数値は、選択された２つのデジタル信号に対応する一対のγ線検出信号を基に得られた情報である。
【００４７】
このように、本実施の形態によれば、補正データ生成装置１６で得られた時刻補正値（検出時刻差）Δτを得ることができるため、この時刻補正値Δτを用いて、実際にγ線が半導体検出素子２で吸収された瞬間に近い時刻を、時刻補正情報（τ−Δτ）として同時計数判定することができる。すなわち、時刻補正値Δτを用いるので同時計数時間窓ｗ［ｎｓ］を短く設定でき、偶発同時計数が低減される。このため、従来のＰＥＴ装置に比べてノイズの少ない断層像を得ることができる。
【００４８】
本実施の形態では、例えば、立ち上がり時間ΔＴをΔＴ１とΔＴ２を境界にして３分割しているので、同時計数分解能は、後段の装置系（補正データ生成装置１６、信号処理装置２０、同時計数装置２６等）による影響を考慮しても、従来の２０［ｎｓ］程度から半分程度に小さく抑えられ、シンチレータの約１０［ｎｓ］に匹敵する性能を発揮することができる。このため、得られる断層像の精度が更に向上する。従って、同時計数時間窓ｗの幅もシンチレータと同程度に設定することができ、高精度な時間分解能を得ることができる。
【００４９】
アドレス情報も個々の半導体検出器１のアドレスＮに加え、その内部でのγ線の吸収位置Ｎ′を付加したことにより、γ線が吸収された位置をより高精度に判別することができる。つまり、半導体検出器１及びそれに付随する装置の数を変化させることなく、計測上は実効的に半導体検出器内で３つの領域のうちどの領域でガンマ線が吸収されたのかを判別できるということは、１つの半導体検出器の寸法を３分の１に小型化して半導体検出器の数を３倍に増加した場合と同等である。このような本実施の形態では、結果的に画像上の空間分解能が大幅に向上できる。さらに、１つの補正データ生成装置１６が設けられている本実施の形態は、γ線検出信号処理装置４１の構成を単純化できる。なお、補正データ生成装置１６は、放射線検出器ごとに設置し、該当する高速増幅器に接続してもよい。
【００５０】
以上、本実施の形態によれば、容易に作成可能な立ち上がり時間解析器を用いて被検体に吸収されるγ線吸収の電圧信号の立ち上がり時間を計測し、時刻補正値及び吸収位置情報を付加することにより同時計数分解能及び空間分解能を向上できる。その結果、画質上の大幅なノイズ低減、空間分解能向上が実現できる。
【００５１】
（第２の実施の形態）
第２実施の形態を、図７に基づいて説明する。本実施の形態に係る核医学撮像装置であるＰＥＴ装置Ｐ１は、ＰＥＴ装置Ｐのγ線検出信号処理装置４１をγ線検出信号処理装置５１に替えた構成を有する。なお、本実施の形態では、第１の実施の形態と同一の構成要素に同一の符号を付し、その説明を省略するものとする。γ線検出信号処理装置５１は、補正データ生成装置１６に替えて検出時刻補正装置３５を有する。検出時刻補正装置３５は、タイムピックオフ装置８、立ち上がり時間解析器１１、時刻補正データ生成装置１７、遅延装置５２及びパルス出力タイミング調整装置（以下、タイミング調整装置という）５３を有し、半導体検出器ごとに設けられる。各検出時刻補正装置３５は、高速増幅器７ａ、７ｂ、・・・７ｎのうち該当する高速増幅器にそれぞれ接続される。位置補正データ生成装置１８は、複数の補正データ生成装置１６Ａの立ち上がり時間解析器１１からの立ち上がり時間ΔＴを入力して半導体検出素子２内の吸収位置Ｎ′を算出し、吸収位置Ｎ′を信号処理装置２０の補正用演算装置２５に出力する。なお、この第２の実施の形態も、後記する第３の実施の形態を説明するうえで必要となるものである。
【００５２】
高速増幅器７ａ、７ｂ、・・・７ｎからそれぞれ出力された電圧信号は、該当する検出時刻補正装置３５のタイムピックオフ装置８及び立ち上がり時間解析器１１にそれぞれ入力される。タイムピックオフ装置８は、前述したように、タイミングパルスを出力する。このタイミングパルスは遅延装置５２で設定時間τｄ（以下、遅延時間τｄという）だけ遅延された後にタイミング調整装置５３に入力される。遅延装置５２及びタイミング調整装置５３は時刻調整装置を構成している。設定時間τｄは、全ての遅延装置５２において同一の値に設定されている。一方、立ち上がり時間解析器１１は、該当する高速増幅器から入力される電圧信号の立ち上がり時間ΔＴを計測し、時刻補正データ生成装置１７及び位置補正データ生成装置１８に出力する。
【００５３】
時刻補正データ生成装置１７は、求めた検出時刻差Δτをタイミング調整装置５３に出力する。タイミング調整装置５３は、設定時間τｄだけ遅延されているタイミングパルスを、更に（τｓ−Δτ）だけ遅延させて時刻判別装置２２に出力させる。ここで、τｓは想定されるΔτに対して確実にτｓ＞Δτとなるような値であり、全てのタイミング調整装置５３で共通の値に設定されている。また、前記から分かるように遅延時間τｄは、立ち上がり解析器１１での立ち上がり時間ΔＴの計測からタイミング調整装置５３で（τｓ−Δτ）を求めるまでの処理のための待ち時間であり、前記処理が行える程度の時間に設定すればよい。結果として、各補正データ生成装置１６Ａのタイミング調整装置５３から時刻判別装置２２ａ、２２ｂ、・・・２２ｎのうちの該当する時刻判別装置に出力される時刻は（τ＋τｄ＋τｓ−Δτ）となる。この時刻は、結局、第１の実施の形態における時刻補正情報（τ−Δτ）を、全ての補正データ生成装置１６Ａに共通な値（τｄ＋τｓ）だけ遅延させた時刻である。従って、時刻判別装置２２ａ、２２ｂ、・・・２２ｎは第１実施の形態と同様に実質的に時刻補正情報（τ−Δτ）を取得することになる。
【００５４】
一方、位置補正データ生成装置１８は、図３の特性図を基にして得られた位置データ特性から半導体検出素子２内の吸収位置Ｎ′を算出し、補正用演算装置２５に出力する。これにより、第１の実施の形態と同様に、時刻補正情報（τ−Δτ）と補正アドレス情報（Ｎ＊Ｎ′）が付与されているデジタル信号を同時計数装置２１に出力する。
【００５５】
本実施の形態は、γ線検出信号処理装置４１の構成の単純化を除いて、第１実施の形態で生じる効果を得ることができる。更に、本実施の形態は、タイミング調整装置５３で受信したタイミングパルスが時刻判定装置２２に出力される時刻を、予め補正データ生成装置１６内部で調整する構成としているため、信号処理装置２０の内部で時刻補正を行う必要がなくなり、信号処理装置２０内部での論理設計を簡素化することができる。
【００５６】
（第３の実施の形態）
次に、本発明の第３の実施の形態について図８に基づいて説明する。図８は第３の実施の形態に係る核医学撮像装置の一種であるガンマカメラの構成を示すブロック図である。本実施の形態は、時刻補正値等の時刻情報は特に必要がないため、時刻補正データ生成装置を設置していない。しかし、位置補正データ生成装置を備えている。なお、本実施の形態では、前記第１の実施の形態と同一の構成要素に同一の符号を付し、その説明を省略するものとする。
【００５７】
半導体検出器１よりも被検体Ｈ側に鉛製のコリメータ１３が設置される。コリメータ１３は、開口部である複数のγ線通路６１を形成する。半導体検出器１の幅が５ｍｍ程度であり、１つの半導体検出器１に対して３つのγ線通路６１が対向している。γ線２９がいずれの開口部６１から半導体検出器１に入射したかは、後段の位置特定装置６２を構成する立ち上がり時間解析器１１で立ち上がり時間ΔＴを計測し、位置補正データ生成装置１８を基に半導体検出素子２内の吸収位置Ｎ′を求めることにより識別できる。このため、位置補正データ生成装置１８は、１つの半導体検出器１に対向する３つのγ線通路の配置に対応して３通りの吸収位置Ｎ′が等間隔で決定されるように立ち上がり時間ΔＴの区画の間隔を予め設定しある（図３参照）。
【００５８】
本実施の形態におけるガンマカメラの作用について説明する。
まず、被検体Ｈに単光子放出型核種（例えば９９ｍＴｃ等）を含む放射性薬剤を投与する。この放射性薬剤が被検体Ｈ内を拡散し、撮像可能な状態となるまで待機する。被検体Ｈが横たわっているベッドを移動させて被検体Ｈを、平面状に配置されたＣｄＴｅ半導体検出器１を用いたガンマカメラに近接させる。半導体検出器１に高圧電源５を印加し、γ線２９の検出を開始する。被検体Ｈから放出されたγ線２９がγ線通路６１を通って半導体検出素子２に入射する。γ線２９が半導体検出素子２内で吸収されると、そのエネルギーに応じた量の電荷（γ線検出信号）が誘起される。この電荷は前置増幅器６で増幅される。前置増幅器６からの出力信号は、低速増幅器１４及び高速増幅器７に入力される。低速増幅器１４で増幅された出力信号は波高保持装置１５に入力され、波高保持装置１５の出力である波高パルスが信号処理装置２０の波高弁別装置２３に出力される。高速増幅器７で増幅された出力信号は位置特定装置２６の立ち上がり時間解析器１１に入力される。
【００５９】
立ち上がり時間解析器１１は、第１の実施の形態と同様に、立ち上がり時間ΔＴを計測する。位置補正データ生成装置１８は、計測された立ち上がり時間ΔＴに対応する吸収位置情報Ｎ′を求め、この吸収位置情報Ｎ′を信号処理装置２０の補正用演算装置２５に出力する。
【００６０】
波高弁別装置２３は波高保持装置１５から出力される波高パルスのうち閾値以上の波高値を有する波高パルスを弁別する。アドレス判別装置２４は、各波高弁別装置２３から出力された波高パルスをそれぞれ入力し、該当する半導体検出器１のアドレスＮを判別する。アドレス判別装置２４は入力した波高パルスをアドレスＮの情報を付与したデジタル信号に変換し、このデジタル信号を出力する。そして補正用演算装置２５は、吸収位置Ｎ′の情報を前記アドレスＮに付加した補正アドレス情報（Ｎ＊Ｎ′）を付与したデジタル信号を計数装置（図示せず）に出力する。計数装置は、複数の信号処理装置２０、すなわち補正用演算装置２５からのそれぞれのデジタル信号を計数して得られる各計数値及び該当する補正アドレス情報を、計数装置のメモリ（図示せず）に記憶する。画像再構成装置２８は、上記メモリに記憶された補正アドレス情報及びその計数値、及び前述のフィルタバックプロジェクション法を用いて、被検体Ｈに対する平面画像を生成する。この画像は表示装置（図示せず）に表示される。
【００６１】
以上、本実施の形態によれば、位置特定装置６２で吸収位置Ｎ’を求めることによって、半導体検出器１の幅（患者の体軸方向における長さ）よりも小さなγ線通路６１を有するコリメータ１３を配置しても、１つの半導体検出器１にどのγ線通路６１からγ線２９が入射したかを識別でき、結果的に空間分解能を大幅に向上することができる。しかも、容易に作成可能な位置特定装置６２を備えるだけで、半導体検出器１の数及びそれに付随する装置数を増やすことなくガンマカメラをコンパクト化することができる。
【００６２】
このガンマカメラは、１つないし複数の平面状半導体検出器を、被検体の周囲で回転させることによりＳＰＥＣＴ装置として使用することも可能である。
【００６３】
（第４の実施の形態）
第４の実施の形態について図９に基づいて説明する。図９は、第４の実施の形態に係る医学撮像装置の一種であるガンマカメラの構成を示すブロック図である。本実施の形態でも第３の実施の形態と同様に時刻補正データ生成装置を設置していない。なお、本実施の形態では、前記第１の実施の形態と同一の構成要素に同一の符号を付し、その説明を省略するものとする。なお、この第４の実施の形態も、前記の第３の実施の形態を説明するうえで必要となるものである。
【００６４】
本実施の形態も半導体検出器１よりも被検体Ｈ側に鉛製のコリメータ１３が設置される。約５ｍｍの幅を有する１つの半導体検出器１に対してコリメータ１３に形成される１つのγ線通路６１が対向している。コリメータ１３は半導体検出器１の相互間に挿入されており、γ線通路６１の幅は半導体検出器１の幅に等しい。半導体検出器１のアノード３は、γ線通路６１に対向している。カソード４はアノード３と平行になるように半導体検出素子２に設けられる。半導体検出器１及びコリメータ１３の幾何学的形状から、半導体検出器１にはαで表される視野角からγ線が入射し得る。
【００６５】
しかし、半導体検出素子２内部の吸収領域を３つの吸収領域７１Ａ、７１Ｂ、７１Ｃに分割し、被検体から最も遠い吸収領域７１Ｃのみを選別した場合、これは実効的にコリメータ１３の高さが増加したことを意味し、この吸収領域７１Ｃに入射するγ線の視野角はβと小さい。
【００６６】
前者の大視野角αで撮像する場合は、画像再構成装置２７で得られる画像の空間分解能は粗いがγ線の計数率が高く短時間で検査が行える。これを通常検査モード（短時間簡易モード）と呼ぶ。一方、後者の小視野角βでは吸収領域７１Ｃで吸収された事象のみを選択するため、計数率は低く検査時間はかかるが空間分解能が優れた画像が得られる。これを高分解能検査モードと呼ぶ。本実施の形態では、被検体Ｈである検査者の要望に応じ検査モードを変えることができる。例えば分解能は低くとも短時間検査を必要とする場合には通常検査モードで使用し、より高分解能な検査を要する場合には高分解能検査モードで使用すればよい。
【００６７】
検査モード、すなわち通常検査モード及び高分解能検査モードの設定は、検査者が予め制御器７２の入力画面等で選択できるものとする。制御器７２は、動作設定信号により、通常検査モードではガンマ線が上記３つの吸収領域のどの領域で吸収されたかにかかわらずガンマ線が１つの半導体検出器に入射した場合に該当する半導体検出器のアドレスＮの情報を付加したデジタル信号を出力するように、高分解能検査モードでは位置特定装置７３からの許可信号を入力した場合のみにアドレスＮの情報を付加したデジタル信号を出力するように、アドレス判別装置２４を設定する。通常検査モードを選択した場合、半導体検出器１のアドレスＮのみが識別できればよいので位置特定装置７３を起動する必要はない。制御器７２は、通常検査モードでは位置特定装置７３へ停止命令を送信し、位置特定装置７３からの許可信号の出力を阻止する。通常検査モードでは、第３実施の形態と同様に、計数装置（図示せず）が、アドレス判別装置２４から出力された、アドレスＮの情報を付加したデジタル信号を計数し、この計数値及びアドレスＮを計数装置のメモリ（図示せず）に記憶する。画像再構成装置２８は、そのメモリ入力したアドレスＮ及び計数値を用いて実施の形態３と同様に再構成処理を行い、放射性核種の集積位置の平面画像を生成する。この画像は表示装置（図示せず）に表示される。
【００６８】
一方、制御器７２は、高分解能検査モードを開始する際に起動命令を、高分能検査モードを終了する際に停止命令を、位置特定装置７３にそれぞれ送信する。位置特定装置７３は、起動命令を入力して停止命令を入力する間、吸収領域７１Ｃでガンマ線が吸収されたときにアドレス判別装置２４に許可信号を出力する。すなわち、位置特定装置７３は、立ち上がり時間解析器１１で算出した立ち上がり時間ΔＴが吸収領域７１Ｃに該当する値である場合にアドレス判別装置２４に許可信号を送信する。起動命令を入力して停止命令を入力する間であっても、吸収領域７１Ａ，７１Ｂでガンマ線が吸収された場合には、位置特定装置７３は許可信号を出力しない。アドレス判別装置２４は、その許可信号を受信した場合に限り、上記の計数装置に対して、アドレスＮの情報を付加したデジタル信号を出力する。高分解能検査モードにおいても、画像再構成装置２７は、上記したように被検体Ｈの平面画像情報を生成する。
【００６９】
また、制御器７２は、別のモードとして常に位置特定装置７３を起動して吸収位置Ｎ′をアドレス判別装置２４に出力するようにする。そして、アドレス判別装置２４は補正アドレス情報（Ｎ＊Ｎ′）を画像再構成装置２７に出力する。画像再構成装置２８ではこの補正アドレス情報（Ｎ＊Ｎ′）を取捨選択することにより分解能の異なる画像を得ることもできる。
【００７０】
本実施の形態によれば、重量の大きいコリメータ１３の交換作業を行うことなく、検査者は所望の検査時間や空間分解能を選択して検査を実施することができる。また、本実施の形態では、第３の実施の形態と同様に、１つないし複数の平面状半導体検出器を被検体の周囲で回転させることによりＳＰＥＣＴ装置として使用することも可能である。
【００７１】
なお、前記各実施の形態では検出時刻差（時刻補正値）、吸収位置を３分割として説明したが、３つに限ることはない。分割数が複数であれば十分に効果があり、その数を増やせば時間分解能及び空間分解能をさらに向上させることができる。また、前述の各実施の形態では、半導体検出器をテルル化カドミウム（ＣｄＴｅ）を用いて構成するものとして説明したが、ＣｄＴｅの替りに例えばテルル化カドミウム亜鉛（ＣｄＺｎＴｅ）、ガリウムヒ素（ＧａＡｓ）、臭化タリウム（ＴｌＢｒ）等の化合物半導体を用いて半導体検出器を構成してもよい。
【００７２】
また、前記第１の実施の形態では、時刻補正値を図２の特性図から求めるものとして説明したが、本発明はこれに限ることなく、時刻補正値は、撮像対象となるγ線源の種類、撮像対象の部位、撮像時刻等の撮像パラメータに応じて任意に設定できるものである。
【図面の簡単な説明】
【００７３】
【図１】第１の実施の形態に係る時刻データ及び位置データを作成するための試験装置を示す構成図である。
【図２】第１の実施の形態に係る時刻データを示す特性図である。
【図３】第１の実施の形態に係る位置データを示す特性図である。
【図４】第１の実施の形態に係る主な装置要素における出力波形を示す特性図である。
【図５】第１の実施の形態に係る核医学撮像装置の一種であるＰＥＴ装置を示す全体構成図である。
【図６】第１の実施の形態に係るＰＥＴ装置のγ線検出信号処理部を示すブロック図である。
【図７】第２の実施の形態に係るＰＥＴ装置のγ線検出信号処理部を示すブロック図である。
【図８】本発明の第３の実施の形態に係る核医学撮像装置の一種であるガンマカメラの構成を示すブロック図である。
【図９】第４の実施の形態に係る核医学撮像装置の一種であるガンマカメラの構成を示すブロック図である。
【図１０】半導体検出器にγ線が入射した時に内部で発生する現象を示す説明図である。
【図１１】γ線吸収位置における出力電圧信号の時間経過を示す特性図で、（ａ）はカソード寄りのγ線吸収位置における出力電圧信号の時間経過を示す図、（ｂ）はアノード寄りのγ線吸収位置における出力電圧信号の時間経過を示す図である。
【符号の説明】
【００７４】
１、１ａ、１ｂ、１ｎ  半導体検出器
２、２ａ、２ｂ、２ｎ  半導体検出素子
３、３ａ、３ｂ、３ｎ  アノード
４、４ａ、４ｂ、４ｎ  カソード
６、６ａ、６ｂ、６ｎ  前置増幅器
７、７ａ、７ｂ、７ｎ  高速増幅器
８、８ａ、８ｂ、８ｎ  タイムピックオフ装置
９  遅延装置
１０  時間波高変換器
１１  立ち上がり時間解析器
１２  標準線源
１３  コリメータ
１４、１４ａ、１４ｂ、１４ｎ  低速増幅器
１５、１５ａ、１５ｂ、１５ｃ  波高保持装置
１６  補正データ生成装置
１７  時刻補正データ生成装置
１８  位置補正データ生成装置
１９  高速クロック装置
２０  信号処理装置
２６  同時計数装置
２７  記憶装置
２８  画像再構成装置
６２，７３  位置特定装置
２９  γ線
Ｐ  ＰＥＴ装置
【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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