(57)【要約】  この発明の核医学診断装置は、複数個のシンチレータを配置し、γ線入射深さ方向に発光パルスの減衰時間が異なる複数個のシンチレータアレイと、シンチレータアレイに入射したタイミングを算出する入射タイミング算出手段と、複数個あるうちのいずれのシンチレータアレイに入射したかを識別するシンチレータアレイ識別手段と、シンチレータアレイ識別部で識別されたシンチレータアレイに応じて、入射タイミング算出部で算出された入射タイミングの補正を行うか否かの判別を行う位置演算処理部の入射タイミング補正部と、を備えているので、γ線検出器に発光パルスの減衰時間の異なるシンチレータを用いた場合でも、この入射タイミング補正部での判別の結果に基づいて、入射タイミングの補正を行うことで、検出感度を高めることができ、再構成画像の劣化を生じさせず、正確な断層画像を得ることができる。
2007043137.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
複数個のシンチレータを２次元的に密着配置し、γ線入射深さ方向に発光パルスの減衰時間が異なる複数個のシンチレータアレイを光学的に結合したシンチレータブロックと、前記シンチレータブロックで発光した発光パルスを電気信号に変換する受光素子と、前記受光素子から出力された電気信号について、前記シンチレータアレイに入射したタイミングを算出する入射タイミング算出手段と、前記受光素子から出力された電気信号が複数個あるうちのいずれのシンチレータアレイに入射したかを識別するシンチレータアレイ識別手段と、前記シンチレータアレイ識別手段で識別されたシンチレータアレイに応じて、前記入射タイミング算出手段で算出された入射タイミングの補正を行うか否かの判別を行い、判別の結果に基づいて、入射タイミングの補正を行う入射タイミング補正手段と、を備えていることを特徴とする核医学診断装置。
【請求項２】
請求項１に記載の核医学診断装置において、前記受光素子から出力された電気信号であるアナログ信号をデジタル信号に変換するＡ／Ｄ変換器を備え、前記シンチレータアレイ識別手段は、前記Ａ／Ｄ変換器で変換されたデジタル信号を順次加算する加算手段と、前記加算手段において、前記シンチレータブロックで発光した発光パルスの発光開始時から発光終了時までの途中である途中時点までのデジタル信号を加算した途中加算値および前記シンチレータブロックで発光した発光パルスの発光開始時から発光終了時までのデジタル信号を加算した全加算値から、途中加算値を全加算値で除算した値を示す識別値を算出する識別値算出手段と、前記識別値算出手段で算出された各シンチレータアレイの識別値間の中間値に対して、前記識別値算出手段で算出された識別値が大きい値か小さい値かを判別する判別手段と、を備えていることを特徴とする核医学診断装置。
【請求項３】
請求項１に記載の核医学診断装置において、前記入射タイミング補正手段で補正した入射タイミングおよび前記入射タイミング補正手段で入射タイミングを補正しないと判別された入射タイミングを用いて同時計数を行う同時計数手段と、前記同時計数手段での同時計数が同時と判定される所定の範囲を示すタイミングウインドを前記複数個のシンチレータアレイそれぞれの組み合わせに対応するタイミングウインドとして記憶するタイミングウインド記憶手段とを備えていることを特徴とする核医学診断装置。
【請求項４】
請求項１に記載の核医学診断装置において、前記入射タイミング補正手段で補正した入射タイミングおよび前記入射タイミング補正手段で入射タイミングを補正しないと判別された入射タイミングを用いて同時計数を行う同時計数手段と、前記同時計数手段での同時計数が同時と判定される所定の範囲を示すタイミングウインドを前記複数個のシンチレータそれぞれの組み合わせに対応するタイミングウインドとして記憶するタイミングウインド記憶手段と、を備えていることを特徴とする核医学診断装置。
【請求項５】
請求項１に記載の核医学診断装置において、前記シンチレータブロックと前記受光素子とを光学的に結合するライトガイドを備えていることを特徴とする核医学診断装置。
【請求項６】
請求項１に記載の核医学診断装置において、複数個のシンチレータアレイは、Ｃｅ濃度０．５ｍｏｌのＧｄ2ＳｉＯ5（ＧＳＯ），Ｃｅ濃度１．５ｍｏｌのＧｄ2ＳｉＯ5（ＧＳＯ），Ｌｕ2ＳｉＯ5（ＬＳＯ），ＬｕXＧｄ2-XＳｉＯ5（ＬＧＳＯ），ＬｕXＹ2-XＳｉＯ5（ＬＹＳＯ），Ｂｉ4Ｇｅ3０12（ＢＧＯ），ＮａＩ，ＢａＦ2，ＣｓＦのいずれかのシンチレータにより構成されていることを特徴とする核医学診断装置。
【請求項７】
請求項１に記載の核医学診断装置において、前記受光素子は光電子増倍管であることを特徴とする核医学診断装置。
【請求項８】
請求項１に記載の核医学診断装置において、前記受光素子はフォトダイオードであることを特徴とする核医学診断装置。
【請求項９】
請求項１に記載の核医学診断装置において、前記受光素子はアバランシェフォトダイオードであることを特徴とする核医学診断装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
この発明は、被検体に放射性薬剤が投与され、この被検体の関心部位に蓄積されたポジトロン放射性同位元素（ラジオアイソトープ，ＲＩ）から放出された一対のγ線を同時計測し、関心部位の断層像を得るための核医学診断装置（ＥＣＴ装置）に係り、特に、γ線を同時計数する技術に関する。
【背景技術】
【０００２】
上述した核医学診断装置、すなわちＥＣＴ(Emission Computed Tomography)装置として、ＰＥＴ(Positron Emission Tomography)装置を例に採って説明する。ＰＥＴ装置は、被検体の関心部位から互いにほぼ１８０°方向に放出される２本のγ線を対向するγ線検出器により検出し、これらγ線が同時に検出（同時計数）されたときに被検体の断層画像を再構成するように構成されている。また、ＰＥＴ装置でγ線を同時計数するために用いられるγ線検出器としては、被検体から放出されたγ線が入射して発光するシンチレータと、このシンチレータでの発光を電気信号に変換する光電子増倍管とから構成されたものがある。【０００３】
ここで、原理的に視野中心から離れた位置から放出されるγ線は、γ線検出器のシンチレータに斜めから入射することが多くなり、正しい位置の検出だけでなく、誤った位置においても検出されることになる。つまり、視野中心から周辺部に向かって徐々に視差誤差が大きくなり、ＰＥＴ装置で得られる断層画像は不正確なものとなっている。そこで、シンチレータをγ線入射方向において、発光パルスの減衰時間が異なるシンチレータに分割（光学的に結合）、例えば、シンチレータをγ線入射側にγ線の減衰時間の短いシンチレータアレイと、光電子増倍管側にγ線の減衰時間の長いシンチレータアレイとに分割し、γ線がγ線検出器のシンチレータに斜めに入射した場合でも、放射されたγ線の位置を精度よく検出し、より正確な断層画像を得るように改善を図っている（例えば、特許文献１，２参照）。
【特許文献１】特開平６−３３７２８９号公報（第２−３頁、図１）
【特許文献２】特開２０００−５６０２３号公報（第２−３頁、図１）
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
しかしながら、従来の核医学診断装置では、次のような問題がある。すなわち、発光パルスの減衰時間が異なるシンチレータでは、発光パルスの立ち上がり時間も異なることが多い。したがって、発光パルスの立ち上がり時間の異なるシンチレータアレイを用いたγ線検出器により同時計数した場合、対向するγ線検出器間における検出に時間差が生じることになる。つまり、この時間差が生じることにより、実際には同時に放射されたγ線が、γ線検出器での検出に基づく同時計数処理において、同時にγ線が放射されたとは認識されず、検出感度を低下させるという問題がある。また、検出感度の低下を改善するために、同時計数処理での有効な同時計数カウントとする時間範囲（タイミングウインド）を広くとり、対向するγ線検出器間における検出に時間差がある場合でも同時と判別させるようにすると、偶発同時計数や散乱同時計数などの影響が増大し、再構成画像の劣化を招くという問題がある。【０００５】
この発明は、このような事情に鑑みてなされたものであって、γ線検出器に発光パルスの減衰時間の異なるシンチレータを用いた場合でも、高感度であり、再構成画像の劣化を生じさせず、正確な断層画像を得ることができる核医学診断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】
【０００６】
この発明は、このような目的を達成するために、次のような構成をとる。
すなわち、この発明の核医学診断装置は、複数個のシンチレータを２次元的に密着配置し、γ線入射深さ方向に発光パルスの減衰時間が異なる複数個のシンチレータアレイを光学的に結合したシンチレータブロックと、シンチレータブロックで発光した発光パルスを電気信号に変換する受光素子と、受光素子から出力された電気信号について、前記シンチレータアレイに入射したタイミングを算出する入射タイミング算出手段と、受光素子から出力された電気信号が複数個あるうちのいずれのシンチレータアレイに入射したかを識別するシンチレータアレイ識別手段と、シンチレータアレイ識別手段で識別されたシンチレータアレイに応じて、前記入射タイミング算出手段で算出された入射タイミングの補正を行うか否かの判別を行い、判別の結果に基づいて、入射タイミングの補正を行う入射タイミング補正手段と、を備えていることを特徴とするものである。【０００７】
請求項１の発明の作用は次のとおりである。まず、被検体から放出されたγ線は、複数個のシンチレータを２次元的に密着配置し、γ線入射深さ方向に発光パルスの減衰時間が異なる複数個のシンチレータアレイを光学的に結合したシンチレータブロックに入射する。さらに、シンチレータブロックに入射したγ線は、発光パルスの減衰時間が異なるシンチレータアレイの各シンチレータで発光を行う。さらに、各シンチレータで発光された発光パルスは、受光素子により電気信号に変換される。次に、入射タイミング算出手段は、受光素子から出力された電気信号について、シンチレータアレイに入射したタイミングを算出する。また、シンチレータアレイ識別手段は、受光素子から出力された電気信号が複数個あるうちのいずれのシンチレータアレイに入射したかを識別する。さらに、入射タイミング補正手段は、シンチレータアレイ識別手段で識別されたシンチレータアレイに応じて、入射タイミング算出手段で算出された入射タイミングの補正を行うか否かの判別を行い、判別の結果に基づいて、入射タイミングの補正を行う。したがって、入射タイミング補正手段で、シンチレータアレイ識別手段で識別されたシンチレータアレイに応じて、入射タイミング算出手段で算出された入射タイミングの補正を行うか否かの判別を行い、判別の結果に基づいて、入射タイミングの補正を行うので、発光パルスの減衰時間の異なるシンチレータアレイを用いて同時計数した場合においても、この発光パルスの減衰時間の異なることにより生じるシンチレータアレイ間における検出の時間差を補正により解消することができる。したがって、検出感度を高め、再構成画像の劣化を生じさせず、正確な断層画像を得ることができる。【０００８】
また、請求項２の発明の核医学診断装置は、受光素子から出力された電気信号であるアナログ信号をデジタル信号に変換するＡ／Ｄ変換器を備え、シンチレータアレイ識別手段は、Ａ／Ｄ変換器で変換されたデジタル信号を順次加算する加算手段と、加算手段において、シンチレータブロックで発光した発光パルスの発光開始時から発光終了時までの途中である途中時点までのデジタル信号を加算した途中加算値およびシンチレータブロックで発光した発光パルスの発光開始時から発光終了時までのデジタル信号を加算した全加算値から、途中加算値を全加算値で除算した値を示す識別値を算出する識別値算出手段と、識別値算出手段で算出された各シンチレータアレイの識別値間の中間値に対して、前記識別値算出手段で算出された識別値が大きい値か小さい値かを判別する判別手段とを備えていることを特徴とするものである。【０００９】
この発明の請求項２の核医学診断装置によれば、Ａ／Ｄ変換器は、受光素子から出力された電気信号であるアナログ信号をデジタル信号に変換する。次に、シンチレータアレイ識別手段の加算手段は、Ａ／Ｄ変換器で変換されたデジタル信号を順次加算する。また、識別値算出手段は、加算手段での加算により求められたシンチレータブロックで発光した発光パルスの発光開始時から発光終了時までの途中である途中時点までのデジタル信号を加算した途中加算値と、シンチレータブロックで発光した発光パルスの発光開始時から発光終了時までのデジタル信号を加算した全加算値とから、途中加算値を全加算値で除算した値を示す識別値を算出する。さらに、中間値算出手段は、識別値算出手段で算出された各シンチレータアレイの識別値間の中間値を求め、判別手段により、中間値算出手段で算出された中間値に対して、識別値算出手段で算出された識別値が大きい値か小さい値かを判別する。したがって、シンチレータアレイ識別手段の加算手段で順次加算することに基づいて、識別値算出手段で算出された識別値が大きい値か小さい値かを判別することができる。つまり、シンチレータアレイ識別手段は、シンチレータで発光した発光パルスが何れのシンチレータアレイであるかを識別することができる。また、従来積分器で行われていた積分動作を加算手段で順次加算する加算動作に置き換えることができるので、部品点数の削減とコストダウンを図ることができる。【００１０】
また、請求項３の発明の核医学診断装置は、入射タイミング補正手段で補正した入射タイミングおよび入射タイミング補正手段で入射タイミングを補正しないと判別された入射タイミングを用いて同時計数を行う同時計数手段と、同時計数手段で同時計数とする所定の範囲を示すタイミングウインドを複数個のシンチレータアレイそれぞれの組み合わせに対応するタイミングウインドとして記憶するタイミングウインド記憶手段と、を備えていることを特徴とするものである。【００１１】
この発明の請求項３の核医学診断装置によれば、同時計数手段は、入射タイミング補正手段で補正した入射タイミングおよび入射タイミング補正手段で入射タイミングを補正しないと判別された入射タイミングを用いて同時計数を行う。また、同時計数は、同時計数が同時と判定される所定の範囲を示すタイミングウインドを用いて行われ、ここでは、タイミングウインド記憶手段に記憶された複数個のシンチレータアレイそれぞれの組み合わせに対応するタイミングウインドを用いて同時計数される。したがって、複数個のシンチレータアレイそれぞれの組み合わせにより異なるタイミングウインドを用いることで、精度の高い同時計数を行うことができ、偶発同時計数や散乱同時計数などの影響を減らし、ノイズの少ない高画質な画像を得ることができる。【００１２】
また、請求項４の発明の核医学診断装置は、入射タイミング補正手段で補正した入射タイミングおよび入射タイミング補正手段で入射タイミングを補正しないと判別された入射タイミングを用いて同時計数を行う同時計数手段と、同時計数手段で同時計数とする所定の範囲を示すタイミングウインドを複数個のシンチレータそれぞれの組み合わせに対応するタイミングウインドとして記憶するタイミングウインド記憶手段と、を備えていることを特徴とするものである。【００１３】
この発明の請求項４の核医学診断装置によれば、同時計数手段は、入射タイミング補正手段で補正した入射タイミングおよび入射タイミング補正手段で入射タイミングを補正しないと判別された入射タイミングを用いて同時計数を行う。また、同時計数は、同時計数が同時と判定される所定の範囲を示すタイミングウインドを用いて行われ、ここでは、タイミングウインド記憶手段に記憶された複数個のシンチレータそれぞれの組み合わせに対応するタイミングウインドを用いて同時計数される。したがって、複数個のシンチレータそれぞれの組み合わせにより異なるタイミングウインドを用いることで、精度の高い同時計数を行うことができ、偶発同時計数や散乱同時計数などの影響を減らし、ノイズの少ない高画質な画像を得ることができる。【００１４】
また、請求項５の発明の核医学診断装置は、シンチレータブロックと受光素子とを光学的に結合するライトガイドを備えていることを特徴とするものである。【００１５】
この発明の請求項５の核医学診断装置によれば、シンチレータブロックと受光素子とを光学的に結合するライトガイドを備えている。したがって、ライトガイドにより、シンチレータブロックからの光を受光素子に適切に導くことができる。【００１６】
また、請求項６の発明の核医学診断装置は、複数個のシンチレータアレイは、Ｃｅ濃度０．５ｍｏｌのＧｄ2ＳｉＯ5（ＧＳＯ），Ｃｅ濃度１．５ｍｏｌのＧｄ2ＳｉＯ5（ＧＳＯ），Ｌｕ2ＳｉＯ5（ＬＳＯ），ＬｕXＧｄ2-XＳｉＯ5（ＬＧＳＯ），ＬｕXＹ2-XＳｉＯ5（ＬＹＳＯ），Ｂｉ4Ｇｅ3０12（ＢＧＯ），ＮａＩ，ＢａＦ2，ＣｓＦのいずれかのシンチレータにより構成されていることを特徴とするものである。【００１７】
この発明の請求項６の核医学診断装置によれば、複数個のシンチレータアレイは、Ｃｅ濃度０．５ｍｏｌのＧｄ2ＳｉＯ5（ＧＳＯ），Ｃｅ濃度１．５ｍｏｌのＧｄ2ＳｉＯ5（ＧＳＯ），Ｌｕ2ＳｉＯ5（ＬＳＯ），ＬｕXＧｄ2-XＳｉＯ5（ＬＧＳＯ），ＬｕXＹ2-XＳｉＯ5（ＬＹＳＯ），Ｂｉ4Ｇｅ3０12（ＢＧＯ），ＮａＩ，ＢａＦ2，ＣｓＦにより構成されている。したがって、複数個のシンチレータアレイを構成するシンチレータを種々選択することができ、高価なシンチレータだけでなく、安価なシンチレータも使用することができ、コストの削減を行うことができる。【００１８】
また、請求項７の発明の核医学診断装置は、受光素子は光電子増倍管であることを特徴とするものである。【００１９】
この発明の請求項７の核医学診断装置によれば、受光素子は光電子増倍管であるので、シンチレータブロックからの光を適切に電気信号に変換することができる。【００２０】
また、請求項８の発明の核医学診断装置は、受光素子は受光素子はフォトダイオードであることを特徴とするものである。【００２１】
この発明の請求項８の核医学診断装置によれば、受光素子は受光素子はフォトダイオードであるので、シンチレータブロックからの光を適切に電気信号に変換することができる。【００２２】
また、請求項９の発明の核医学診断装置は、受光素子はアバランシェフォトダイオードであることを特徴とするものである。【００２３】
この発明の請求項９の核医学診断装置によれば、受光素子はアバランシェフォトダイオードであるので、シンチレータブロックからの光を適切に電気信号に変換することができる。
【発明の効果】
【００２４】
この発明に係る核医学診断装置によれば、入射タイミング補正手段で、シンチレータアレイ識別手段で識別されたシンチレータアレイに応じて、入射タイミング算出手段で算出された入射タイミングの補正を行うか否かの判別を行い、判別の結果に基づいて、入射タイミングの補正を行うので、発光パルスの減衰時間の異なるシンチレータアレイを用いて同時計数した場合においても、この発光パルスの減衰時間の異なることにより生じるシンチレータアレイ間における検出の時間差を補正により解消することができる。したがって、検出感度を高め、再構成画像の劣化を生じさせず、正確な断層画像を得ることができる。
【図面の簡単な説明】
【００２５】
【図１】ＰＥＴ装置の全体構成を示すブロック図である。
【図２】ＦＰＧＡの構成を示すブロック図である。
【図３】γ線検出器の構成を示した斜視図である。
【図４】増幅回路から出力された各シンチレータアレイの発光パルスを示すグラフである。
【図５】（ａ），（ｂ）は、各シンチレータアレイに入射したγ線のタイミングを示す図である。
【図６】発光パルスの発光開始時から発光終了時までの加算値を示すグラフである。
【図７】タイミングウインドを説明するためのグラフである。
【図８】シンチレータアレイの減衰時間が異なることによる検出時間の差を補正していない場合のタイミングスペクトルを示すグラフである。
【図９】シンチレータアレイの減衰時間が異なることによる検出時間の差を補正した場合のタイミングスペクトルを示すグラフである。
【図１０】増幅回路から出力された後の信号処理を示すフローチャートである。
【符号の説明】
【００２６】
３ａ，３ｂ  …  Ａ／Ｄ変換器
４ａ，４ｂ  …  入射タイミング算出部（入射タイミング算出手段）
６  …  同時計数処理部（同時計数手段）
１５  …  シンチレータブロック
１６  …  ライトガイド
１７  …  光電子増倍管（受光素子）
１８ａ，１８ｂ  …  シンチレータアレイ
１９ａ，１９ｂ  …  シンチレータ
２４  …  シンチレータアレイ識別部（シンチレータアレイ識別手段）
２５  …  加算部（加算手段）
２６  …  識別値算出部（識別値算出手段）
２８  …  判別部（判別手段）
２９  …  入射タイミング補正部（入射タイミング補正手段）
３２  …  タイミングウインド記憶部（タイミングウインド記憶手段）
Ｔｗ  …  タイミングウインド
【発明を実施するための最良の形態】
【００２７】
γ線検出器に発光パルスの減衰時間の異なるシンチレータを用いた場合でも、高感度であり、再構成画像の劣化を生じさせず、正確な断層画像を得るという目的を実現した。
【実施例】
【００２８】
ＰＥＴ(Positron Emission Tomography)装置を図面に基づいて詳細に説明する。図１は、ＰＥＴ装置の全体構成を示すブロック図である。図２は、ＦＰＧＡ７の構成を示すブロック図である。なお、本実施例では、核医学診断装置として、ＰＥＴ装置を例に採って説明する。【００２９】
ＰＥＴ装置の全体の構成について図１を用いて説明する。図１に示すように、ＰＥＴ装置は、被検体Ｍに放射性薬剤が投与され、この被検体Ｍの関心部位に蓄積されたポジトロン放射性同位元素（ラジオアイソトープ，ＲＩ）から放出されたγ線を入射して、光を生じ、この光を電気信号に変換して出力するγ線検出器１を備えている。このγ線検出器１は、被検体Ｍの体軸回り、例えば、直径７００ｍｍ程度の大きさのリング状に隙間無く配置（図１では、２つのγ線検出器１のみ図示）されている。したがって、被検体の関心部位から互いにほぼ１８０°方向に放出される２本のγ線は、対向するγ線検出器１により検出され、電気信号に変換されて出力される。【００３０】
また、γ線検出器１から出力された電気信号を増幅する増幅回路２ａ，２ｂと、この増幅回路２ａ，２ｂで増幅されたアナログ信号をデジタル信号に変換するＡ／Ｄ変換器３ａ，３ｂと、増幅回路２ａ，２ｂで増幅された電気信号を入力し、γ線検出器１で検出されたγ線が入射した入射タイミングを算出する入射タイミング算出部４ａ，４ｂと、このＡ／Ｄ変換器３ａ，３ｂで変換されたデジタル信号に基づいて、被検体Ｍから放出されたγ線が入射したγ線検出器１の位置を演算する位置演算処理部５と、位置演算処理部５と入射タイミング算出部４ａ，４ｂとからの情報に基づいて、これら２つのγ線検出器１において、γ線が同時に入射したことを検出（同時計数）する処理を行う同時計数処理部６とを備えている。なお、また、図２に示すように、位置演算処理部５と同時計数処理部６とは、同じＦＰＧＡ (Field Programmable Gate Array) ７と呼ばれるプログラミング可能なＬＳＩ（大規模集積回路）に備えられている。なお、ＦＰＧＡ７はＣＰＵ８，ＲＯＭ９，ＲＡＭ１０などの機能を備えたものであり、位置演算処理部５と同時計数処理部６とは、ＦＰＧＡ７のＣＰＵ８の一機能である。さらに、図１に示すように、同時計数処理部６でγ線が同時に検出（同時計数）されたと判別された場合には、被検体の断層画像を再構成する再構成部１１とを備えている。【００３１】
その他にも、本実施例装置は、コントローラ１２とモニタ１３と入力部１４などを備えている。以下、この実施例装置の各部の構成を具体的に説明する。【００３２】
γ線検出器１の構成について、図３を用いて説明する。図３はγ線検出器１の構成を示した斜視図である。図３に示すように、γ線検出器１は、シンチレータ１９をγ線入射深さ方向にも分割して配置、つまり、シンチレータを３次元的に配置したＤＯＩ（Depth Of Interaction）検出器である。例えば、このＤＯＩ検出器は、シンチレータブロック１５とライトガイド１６と光電子増倍管（ＰＭＴ）１７とから構成されるものである。【００３３】
シンチレータブロック１５は、γ線入射深さ方向（Ｚ方向）に発光パルスの減衰時間が異なる２個のシンチレータアレイ１８ａとシンチレータアレイ１８ｂを光学的に結合したものであり、シンチレータアレイ１８ａは複数個のシンチレータ１９ａを、シンチレータアレイ１８ｂはシンチレータ１９ｂをそれぞれ２次元的に密着配置したものである。具体的に、シンチレータブロック１５は、γ線入射側（前段）に発光パルスの減衰時間が短いシンチレータ１９ａ（例えば、ＬｕXＹ2-XＳｉＯ5（ＬＹＳＯ））を用いたシンチレータアレイ１８ａと、ライトガイド１６側（後段）に発光パルスの減衰時間が長いシンチレータ１９ｂ（例えば、Ｃｅ濃度０．５ｍｏｌのＧｄ2ＳｉＯ5（ＧＳＯ））を用いたシンチレータアレイ１８ｂとの２段（２個）重ねられたものである。これらシンチレータ１９ａ，１９ｂでは、被検体Ｍから放出されたγ線を入射して発光する。この時、シンチレータ１９ａ，１９ｂでは、発光パルスの減衰時間が異なることから、立ち上がり時間も異なり、減衰時間が長いほど立ち上がり時間が遅くなる。つまり、シンチレータ１９ａ，１９ｂ間での検出時間に差が生じることになる。また、２個のシンチレータアレイ１８ａ，１８ｂは、それぞれ８×８本（Ｘ方向，Ｙ方向）のチップ状のシンチレータ１９ａ，１９ｂで構成され、また、シンチレータアレイ１８ａ，１８ｂ内で隣り合うシンチレータ１９ａ間およびシンチレータ１９ｂ間にはγ線が入射して生じた光をＸ方向とＹ方向に比例配分させるための光反射材や光透過材および光学接着剤が場所により挿入または充填されている。【００３４】
ライトガイド１６は、シンチレータブロック１５のシンチレータ１９ａ，１９ｂで生じた光を光電子増倍管１７に導くものであり、シンチレータブロック１５と光電子増倍管１７との間に挿入され、それぞれ光学接着剤で互いに光学的に結合されている。【００３５】
光電子増倍管１７は、例えば、光電変換膜が４面（チャンネル）内蔵したものであり、シンチレータ１９ａ，１９ｂで生じた光は４面のＰＭＴ光電変換膜に入射され、電子増幅された後、最終的に電気信号（アナログ信号）に変換されて出力される。したがって、この光電子増倍管１７での出力がγ線検出器１の出力となる。なお、上述した光電子増倍管１７は、受光素子に相当する。【００３６】
入射タイミング算出部４ａ，４ｂについて、図１，図４〜図５（ｂ）を用いて説明する。図４は、増幅回路２ａまたは増幅回路２ｂから出力されたシンチレータアレイ１８ａ，１８ｂの発光パルスを示すグラフである。図５（ａ），図５（ｂ）は、シンチレータアレイ１８ａ，１８ｂに入射したγ線のタイミングを示す図である。なお、図４，図５（ａ）に示す（Ａ）の曲線は、発光パルスの減衰時間が短いシンチレータアレイ１８ａに入射したものを示し、（Ｂ）の曲線は、発光パルスの減衰時間が長いシンチレータアレイ１８ｂに入射したものを示す。図１に示すように、入射タイミング算出部４ａ，４ｂには、γ線検出器１から出力された電気信号が増幅回路２ａ，２ｂを介して入力され、この電気信号に基づいて、γ線検出器１のシンチレータアレイ１８ａ，１８ｂに入射したγ線の入射タイミングを算出するものである。具体的には、入射タイミング算出部４ａ，４ｂは、ＡＲＣ（Amplitude and Rise-time Compensation）２０と呼ばれる波高および立ち上がり時間補償回路とタイミング発生回路２１とからなる。【００３７】
ＡＲＣ２０では、γ線検出器１のシンチレータアレイ１８ａ，１８ｂに入射したγ線に基づいて、例えば、図４に示されるような、増幅回路２ａ，２ｂから出力された発光パルスの減衰時間が異なるアナログ信号が入力される。さらに、ＡＲＣ２０は、これらアナログ信号のそれぞれについて、シンチレータアレイ１８ａ，１８ｂに入射したγ線の入射タイミングを算出するための波形整形処理を行う。具体的に、この波形整形処理は、増幅回路２ａ，２ｂから得られた信号を遅延させたものと、増幅回路２ａ，２ｂから得られた信号の電圧値を反転し低くさせたものとを加算演算することで得ることができ、図５（ａ）に示すような電圧波形に整形される。ここで、電圧が０の時点（ゼロクロスポイント）であるｔSF，ｔSRがシンチレータアレイ１８ａ，１８ｂに入射したγ線の入射タイミングを示すものである。さらに、タイミング発生回路２１は、図５（ｂ）に示されるようなＡＲＣ２０で算出された入射タイミングを示す信号をデジタル信号に変換して、ＦＰＧＡ７のＲＡＭ１０の一機能である入射タイミング記憶部２２に一時的に記憶される構成となっている。なお、上述した入射タイミング算出部４ａ，４ｂは、入射タイミング算出手段に相当する。【００３８】
位置演算処理部５について、図１を用いて説明する。まず、図１に示すように、γ線検出器１から出力された電気信号が増幅回路２ａ，２ｂを介して入力され、さらに、この増幅回路２ａ，２ｂから入力されたアナログ信号を常時、Ａ／Ｄ変換するＡ／Ｄ変換器３ａ，３ｂで変換されたデジタル信号がＦＰＧＡ７のＲＡＭ１０の一機能であるＡ／Ｄ変換信号記憶部２３に一時的に記憶される。このＡ／Ｄ変換信号記憶部２３に記憶されたデジタル信号に基づいて、位置演算処理部５ａ，５ｂは、被検体Ｍから放出されたγ線が入射したγ線検出器１のシンチレータ１９ａ，１９ｂの位置を特定するための演算処理を行う。ここで、γ線検出器１のシンチレータ１９ａ，１９ｂのＸ方向とＹ方向（同じシンチレータ１８ａ，１８ｂ内）については、γ線検出器１のシンチレータ１９ａ，１９ｂの後段にある４入力ＰＭＴへの光の配分に基づいた電圧値から位置演算される（アンガー方式）。【００３９】
また、位置演算処理部５ａ，５ｂは、図２に示すように、γ線検出器１で検出されたγ線が、２個あるうちのいずれのシンチレータアレイ１８ａ，１８ｂへの入射に基づいて検出されたものであるかを識別するシンチレータアレイ識別部２４を備えている。言い換えれば、このシンチレータアレイ１８ａまたはシンチレータアレイ１８ｂが識別されることにより、γ線検出器１のシンチレータ１９ａまたはシンチレータ１９ｂの何れであるかを示すＺ方向についての位置演算されることになる。【００４０】
シンチレータアレイ識別部２４について、図６を用いて説明する。図６は、発光パルスの発光開始時から発光終了時Ｔ2までの加算値を示すグラフである。なお、図６に示す（Ａ）の曲線は、発光パルスの減衰時間が短いシンチレータ１９ａ（シンチレータアレイ１８ａ）に入射したものを示し、（Ｂ）の曲線は、発光パルスの減衰時間が長いシンチレータ１９ｂ（シンチレータアレイ１８ｂ）に入射したものを示す。Ａ／Ｄ変換器３ａ，３ｂで変換されたデジタル信号を順次加算する加算部２５と、この加算部２５において、シンチレータ１９ａ，１９ｂで発光した発光パルスの発光開始時から発光終了時Ｔ2までの途中である途中時点Ｔ1までのデジタル信号を加算した途中加算値ＡT1と、シンチレータ１９ａ，１９ｂで発光した発光パルスの発光開始時から発光終了時Ｔ２までのデジタル信号を加算した全加算値ＡT2とから、途中加算値ＡT1／全加算値ＡT2（途中加算値ＡT1を全加算値ＡT2で除算）を示す識別値を算出する識別値算出部２６と、２個のシンチレータアレイのシンチレータ１９ａ，１９ｂで発光した発光パルスに基づく、識別値算出部２６で算出された各シンチレータアレイの識別値間の中間値Ｋに対して、識別値算出部２６で算出された識別値が大きい値か小さい値かを判別する判別部２８とを備えている。したがって、判別部２８での判別結果により、γ線検出器１で検出されたγ線が、２個あるうちのいずれのシンチレータアレイ１８ａ、１８ｂへの入射に基づいて検出されたものであるかを識別することができる構成となっている。なお、ＡT1／ＡT2を算出し、その算出結果が中間値Ｋよりも大きい場合は減衰時間の短いシンチレータ１９ａ、逆に小さい場合は減衰時間の長いシンチレータ１９ｂであると識別できる。中間値Ｋは、加算部２５での加算過程で２パターンの波形の最も離れた時間Ｆs×ｍ（Ｆs×ｍ：ＦsはＡ／Ｄ変換のサンプリング間隔、ｍは加算回数）での値であるＡT1を設定した両波高値（電圧値）の中間値とし、判別を行うためのデータとして、予め実験により取得されたものであり、ＦＰＧＡ７のＲＯＭ９の一機能である中間値データテーブル２７として記憶されている。なお、上述したシンチレータアレイ識別部２４は、シンチレータアレイ識別手段に相当する。上述した加算部２５は、加算手段に相当する。上述した識別値算出部２６は、識別値算出手段に相当する。上述した判別部２８は、判別手段に相当し、判別処理時に中間値データテーブル２７に記憶された中間値を読み出されるものである。【００４１】
また、位置演算処理部５ａ，５ｂは、シンチレータアレイ識別部２４で識別されたシンチレータアレイ１８ａ，１８ｂに応じて、入射タイミング算出部４ａ，４ｂで算出された入射タイミングの補正を行うか否かの判別を行い、判別の結果に基づいて、入射タイミングの補正を行う入射タイミング補正部２９を備えている。具体的には、シンチレータアレイ識別部２４で識別されたシンチレータアレイのシンチレータが減衰時間の長いシンチレータ１９ｂであると識別された場合、入射タイミング算出部４ａ，４ｂで算出された入射タイミングｔSRをｔSR−Δｔ（入射タイミング補正値）とする演算処理を行い、ＦＰＧＡ７のＲＡＭ１０の一機能である補正後入射タイミング記憶部３０に出力する。逆にシンチレータアレイ識別部２４で識別されたシンチレータアレイのシンチレータが減衰時間の短いシンチレータ１９ａであると識別された場合、入射タイミングｔSFは何も補正されず、シンチレータアレイ識別部２４に入力された入射タイミングｔSFそのままを補正後入射タイミング記憶部３０に出力する。また、補正後入射タイミング記憶部３０は、入射タイミングｔSFと入射タイミングｔSRとの関係において、シンチレータアレイ１８ａとシンチレータアレイ１８ｂとで減衰時間が異なることによる検出時間の差が補正された、入射タイミングｔSFと入射タイミングｔSRとが一時的に記憶される構成となっている。なお、上述した入射タイミング補正部２９は、入射タイミング補正手段に相当する。【００４２】
なお、このΔｔ（入射タイミング補正値）は、補正を行うためのデータとして、予め実験により取得されたものであり、シンチレータアレイ１８ａとシンチレータアレイ１８ｂとで異なる立ち上がり時間の時間差を入射タイミング補正値として、ＦＰＧＡ７のＲＯＭ９の一機能である補正データテーブル３１に記憶されている。なお、入射タイミング補正部２９は、補正処理時に補正データテーブル３１に記憶された入射タイミング補正値を読み出されるものである。【００４３】
同時計数処理部６は、補正後入射タイミング記憶部３０に記憶された入射タイミングｔSF，ｔSRを一定時間（例えば１２８ｎｓ）毎に読み取り、２つγ線検出器１からの入射タイミングｔSF，ｔSR、この場合４通りの組み合わせを同時計数し、この４通りの組み合わせにより算出された時間差が所定の時間範囲であるタイミングウインドＴｗ（例えば、６ｎｓ）内であれば、有効な同時計数カウントとし、そうでない場合は無効とする構成である。【００４４】
また、タイミングウインドＴｗについて、シンチレータアレイが１層（個）である各γ線検出器１に入射されたγ線を同時計数処理した場合において、図７を用いて説明する。図７は、タイミングウインドＴｗを説明するためのグラフである。縦軸Ａにイベント（同時計数処理されるγ線検出）回数、横軸Ｔに同時計数処理されたγ線の検出の時間差とすると、図７に示すようなタイミングスペクトルが得られる、このタイミングスペクトルは、横軸Ｔが０（γ線の検出の時間差がない）の場合のイベント回数が多く、時間差が長いほど、イベント回数が減っていく、つまり、横軸Ｔが０の時、縦軸Ａのイベント回数がピークとなるようなガウス分布に近いグラフとなっている。ここで、図７に示すタイミングスペクトルにおける縦軸Ａの中間値Ａ／２を半値幅とし、この半値幅を２倍した時間範囲がタイミングウインドＴｗとなる。【００４５】
ここで、具体的に、同時計数処理部６での同時計数処理について図８，図９を用いて説明する。図８は、シンチレータアレイの減衰時間が異なることによる検出時間の差を補正していない場合のタイミングスペクトルを示すグラフである。図９は、シンチレータアレイの減衰時間が異なることによる検出時間の差を補正した場合のタイミングスペクトルを示すグラフである。【００４６】
まず、従来の同時計数処理では、図８に示すように、シンチレータアレイ１８ａとシンチレータアレイ１８ｂとで減衰時間が異なることによる検出時間の差を補正しないことから、同時計数処理部６で行われる４通りの同時計数は、例えば、２つのγ線検出器１の一方のγ線検出器１をＭＤ１，他方のγ線検出器１をＭＤ２とすると、ＭＤ１ｔSFとＭＤ２ｔSF，ＭＤ１ｔSFとＭＤ２ｔSR，ＭＤ１ｔSRとＭＤ２ｔSF，ＭＤ１ｔSRとＭＤ２ｔSRとの４通りの組み合わせがあり、この４通りの組み合わせのうち、ＭＤ１ｔSFとＭＤ２ｔSF，ＭＤ１ｔSRとＭＤ２ｔSRとでは、シンチレータアレイの減衰時間は異ならないことから、時間差は発生せず同時計数において問題はないが、ＭＤ１ｔSRとＭＤ２ｔSF，ＭＤ１ｔSRとＭＤ２ｔSRとでは、シンチレータアレイ１８ａとシンチレータアレイ１８ｂとで減衰時間が異なることによる時間差が生じ、有効な同時計数カウントとされない場合が発生し、感度が低下することになる。【００４７】
これに対して、本実施例の場合では、シンチレータアレイ１８ａとシンチレータアレイ１８ｂとで減衰時間が異なることによる検出時間の差を入射タイミング補正部２９により補正されるので、図９に示すように、同時計数処理部６で行われる４通りの同時計数は、タイミングウインドＴｗ内に入っており、有効な同時計数カウントの数え落としは生じず、感度が低下しない。なお、このタイミングウインドＴｗは、ＦＰＧＡ７のＲＯＭ９の一機能であるタイミングウインド記憶部３２に記憶されている。なお、上述した同時計数処理部６は、同時計数手段に相当する。上述したタイミングウインド記憶部３２は、タイミングウインド記憶手段に相当する。【００４８】
次に、被検体Ｍから放出されたγ線がγ線検出器１に入射され、同時計数処理部６でγ線が同時計数処理されるまでの動作について図１，図３，図１０を用いて順番に説明する。図１０は、入射タイミング発生から入射タイミング補正処理されるまでのフローチャートである。【００４９】
まず、図１に示すように、被検体の関心部位から互いにほぼ１８０°方向に放出される２本のγ線が対向するγ線検出器１のシンチレータブロック１５に入射される。γ線は、図３示すように、シンチレータブロック１５を構成する発光パルスの減衰時間が短いシンチレータアレイ１８ａのシンチレータ１９ａと、発光パルスの減衰時間が長いシンチレータアレイ１８ｂのシンチレータ１９ｂとのそれぞれで光が生じ、これらの光は、ライトガイド１６に導かれて、入射した位置（シンチレータ１９ａ，１９ｂのＸ方向とＹ方向）に基づいて、光電子増倍管（ＰＭＴ）１７の４面のＰＭＴ光電変換膜に分配されて到達する。さらに、光電子増倍管１７では、光を電気信号（アナログ信号）に変換して増幅回路２ａ，２ｂに出力される。増幅回路２ａ，２ｂでは、アナログ信号を電圧増幅させて、入射タイミング算出部４ａ，４ｂおよびＡ／Ｄ変換器３ａ，３ｂに出力させる。さらに、Ａ／Ｄ変換器３ａ，３ｂに入力されたアナログ信号は、デジタル信号にＡ／Ｄ変換され、Ａ／Ｄ変換信号記憶部２３に一時的に記憶される。【００５０】
ここで、被検体Ｍから放出されたγ線がγ線検出器１に入射され、同時計数処理部６でγ線が同時計数処理されるまでの動作のうち、増幅回路２ａ，２ｂからのアナログ信号を入力した入射タイミング算出部４ａ，４ｂで入射タイミングｔSF，ｔSRが算出され、この入射タイミングｔSF，ｔSRが入射タイミング補正部２９で処理されるまでの流れについて、図１０を用いて説明する。図１０は、光電子増倍管１７から出力された電気信号が増幅回路２ａ，２ｂから出力された後の信号処理を示すフローチャートである。【００５１】
（ステップＳ１）入射タイミング算出部４ａ，４ｂのＡＲＣ２０は、増幅回路２ａ，２ｂからのアナログ信号を入力に基づいて、入射タイミングｔSF，ｔSRを算出し、さらに、タイミング発生回路２１で、これら入射タイミングｔSF，ｔSRをデジタル信号に変換し、入射タイミング記憶部２２に出力する。ここで、入射タイミング記憶部２２に入射タイミングｔSF，ｔSRが記憶（入射タイミングｔSF，ｔSRが発生）された場合は、ステップＳ２に進み、入射タイミングｔSF，ｔSRが発生されるまでは、次の動作には進まない（ステップＳ１の動作を繰り返す）。【００５２】
（ステップＳ２）位置演算処理部５ａ，５ｂのシンチレータアレイ識別部２４は、入射タイミングｔSF，ｔSRが発生されたことに基づいて、Ａ／Ｄ変換信号記憶部２３に一時的に記憶されているＡ／Ｄ変換後のデジタル信号を読み出し、ステップＳ３に進む。【００５３】
（ステップＳ３）位置演算処理部５ａ，５ｂのシンチレータアレイ識別部２４は、Ａ／Ｄ変換後のデジタル信号を順次加算することで積分する。途中のＴ1（Ｆs×ｍ：ＦsはＡ／Ｄ変換のサンプリング間隔、ｍは加算回数）まで途中加算値ＡT1と、発光終了時点Ｔ2（Ｆs×ｎ：ｎは総加算回数）までの全加算値ＡT2とを取得し、ステップＳ４に進む。【００５４】
（ステップＳ４）さらに、位置演算処理部５ａ，５ｂのシンチレータアレイ識別部２４は、途中加算値ＡT1と全加算値ＡT2とから、中加算値ＡT1／全加算値ＡT2を示す識別値を算出し、２個のシンチレータアレイ１８ａ，１８ｂの各シンチレータ１９ａ，１９ｂで発光した発光パルスに基づく、中間値データテーブル２７に記憶された中間値Ｋに対して、識別値が大きい値か小さい値かを判別する。さらに、これら判別された結果を示す信号を位置演算処理部５ａ，５ｂの入射タイミング補正部２９に出力する。ここで、識別値が中間値Ｋよりも小さい場合はステップＳ５に進み、逆に識別値が中間値Ｋよりも大きい場合は、ステップＳ６に進む。【００５５】
（ステップＳ５）位置演算処理部５ａ，５ｂの入射タイミング補正部２９は、シンチレータアレイ識別部２４で識別されたシンチレータアレイが、識別値が中間値Ｋよりも小さい場合、つまり、発光パルスの減衰時間が長いとして、入射タイミング算出部４ａ，４ｂで算出された入射タイミングｔSRをｔSR−Δｔ（入射タイミング補正値）とする補正を行うと判別する。したがって、入射タイミング補正部２９は、入射タイミング記憶部２２に記憶されている入射タイミングｔSRを読み出し、この入射タイミングｔSRにｔSR−Δｔの補正演算処理を行い、このｔSR−Δｔを示す信号を補正後入射タイミング記憶部３０に出力し、補正後入射タイミング記憶部３０で記憶される。【００５６】
（ステップＳ６）また、位置演算処理部５ａ，５ｂの入射タイミング補正部２９は、シンチレータアレイ識別部２４で識別されたシンチレータアレイが、識別値が中間値Ｋよりも大きい場合、つまり、発光パルスの減衰時間が短いとして、入射タイミング算出部４ａ，４ｂで算出された入射タイミングｔSRの補正を行わないと判別する。したがって、入射タイミング記憶部２２に記憶されている入射タイミングｔSRを読み出し、この入射タイミングｔSRに補正処理を行わず、そのままの入射タイミングｔSRを示す信号を補正後入射タイミング記憶部３０に出力し、補正後入射タイミング記憶部３０で記憶される。【００５７】
次に、被検体Ｍから放出されたγ線がγ線検出器１に入射され、同時計数処理部６でγ線が同時計数処理までの動作のうち、この入射タイミングｔSF，ｔSRが入射タイミング補正部２９で処理されてから同時計数処理までの流れについて、図７を用いて説明する。同時計数処理部６は、補正後入射タイミング記憶部に記憶された入射タイミングｔSF，ｔSRを１２８ｎｓ毎に読み取り、２つγ線検出器１からの入射タイミングｔSF，ｔSR、この場合４通りの組み合わせを同時計数し、この４通りの組み合わせにより算出された時間差がタイミングウインドＴｗ（例えば、６ｎｓ）内であれば、有効な同時計数カウントとし、そうでない場合は無効とする。【００５８】
上述した核医学診断装置によれば、入射タイミング補正部２９で、シンチレータアレイ識別部２４で識別されたシンチレータアレイに応じて、入射タイミング算出部４ａ，４ｂで算出された入射タイミングの補正を行うか否かの判別を行い、判別の結果に基づいて、入射タイミングの補正を行うので、発光パルスの減衰時間の異なるシンチレータアレイ１８ａとシンチレータアレイ１８ｂを用いて同時計数した場合においても、この発光パルスの減衰時間の異なることにより生じるシンチレータアレイ１８ａとシンチレータアレイ１８ｂとにおける検出の時間差を補正により解消することができる。したがって、γ線検出器１において、発光パルスの減衰時間の異なるシンチレータを用いた場合でも、高感度であり、再構成画像の劣化を生じさせず、正確な断層画像を得ることができる。【００５９】
また、シンチレータアレイ識別部２４の加算部２５で順次加算することに基づいて、識別値算出部２６で算出された識別値が大きい値か小さい値かを判別することができる。つまり、シンチレータアレイ識別部２４は、シンチレータで発光した発光パルスが何れのシンチレータアレイであるかを識別することができる。また、従来積分器で行われていた積分動作を加算手段で順次加算する加算動作に置き換えることができるので、部品点数の削減とコストダウンを図ることができる。【００６０】
この発明は、上記実施形態に限られることはなく、下記のように変形実施することができる。【００６１】
（１）上述した実施例では、ＰＥＴ装置を例に採って説明したが、この発明は、放射性薬剤が投与された被検体から発生した放射線を同時計数して核医学診断を行う核医学装置であれば、ＰＥＴ装置に限定されずに適用することができる。【００６２】
（２）上述した実施例では、ＰＥＴ装置とＸ線ＣＴ装置とを備えたＰＥＴ−ＣＴのように、核医学診断装置とＸ線ＣＴ装置とを組み合わせた装置にも適用することができる。【００６３】
（３）タイミングウインド記憶部３２は、複数個のシンチレータアレイそれぞれの組み合わせに対応するタイミングウインドＴｗを記憶するようにしてもよい。したがって、複数個のシンチレータアレイそれぞれの組み合わせにより異なるタイミングウインドＴｗを用いることで、精度の高い同時計数を行うことができ、偶発同時計数や散乱同時計数などの影響を減らし、ノイズの少ない高画質な画像を得ることができる。【００６４】
（４）タイミングウインド記憶部３２は、複数個のシンチレータそれぞれの組み合わせに対応するタイミングウインドＴｗを記憶するようにしてもよい。したがって、複数個のシンチレータそれぞれの組み合わせにより異なるタイミングウインドＴｗを用いることで、精度の高い同時計数を行うことができ、偶発同時計数や散乱同時計数などの影響を減らし、ノイズの少ない高画質な画像を得ることができる。【００６５】
（５）上述した実施例では、位置演算処理部５ａ，５ｂの入射タイミング補正部２９は、入射タイミング算出部４ａ，４ｂで算出された入射タイミングｔSRをｔSR−Δｔ（入射タイミング補正値）とする演算処理を行い、また、入射タイミングｔSFを補正処理せず、入射タイミングｔSR−Δｔと、入射タイミングｔSFとを補正後入射タイミング記憶部３０に記憶するようにしていたが、位置演算処理部５ａ，５ｂの入射タイミング補正部２９は、入射タイミング算出部４ａ，４ｂで算出された入射タイミングｔSFをｔSF＋Δｔとする演算処理を行い、また、入射タイミングｔSRを補正処理せず、入射タイミングｔSF＋Δｔと入射タイミングｔSRとを補正後入射タイミング記憶部３０に記憶するようにしてもよい。【００６６】
（６）上述した実施例では、シンチレータアレイ１８ａ、１８ｂで異なる立ち上がり時間の時間差を入射タイミング補正値として、補正データテーブル３１に記憶するようにしていたが、シンチレータ１９間で異なる立ち上がり時間の時間差を入射タイミング補正値として、補正データテーブル３１に記憶するようにしてもよい。したがって、シンチレータ１９間で異なる立ち上がり時間の時間差を補正することができ、さらに、検出感度を向上させることができる。【００６７】
（７）上述した実施例では、シンチレータアレイ１８ａ、１８ｂで異なる立ち上がり時間の時間差を予め入射タイミング補正値として、補正データテーブル３１に記憶するようにしていたが、識別値算出手段で算出された識別値から、例えば識別値を変数とした簡単な一次関数で入射タイミング補正値をリアルタイムに算出するようにしてもよい。【００６８】
（８）上述した実施例では、シンチレータブロック１５は、γ線入射側（前段）に発光パルスの減衰時間が短いシンチレータ１９ａとしてＬｕXＹ2-XＳｉＯ5（ＬＹＳＯ）を用いたシンチレータアレイ１８ａと、ライトガイド１６側（後段）に発光パルスの減衰時間が長いシンチレータ１９ｂとしてＣｅ濃度０．５ｍｏｌのＧｄ2ＳｉＯ5（ＧＳＯ）を用いたシンチレータアレイ１８ｂとで構成するようにしていたが、シンチレータブロック１５を構成するシンチレータアレイ１８ａのシンチレータ１９ａと、シンチレータアレイ１８ｂのシンチレータ１９ｂとは、Ｃｅ濃度０．５ｍｏｌのＧｄ2ＳｉＯ5（ＧＳＯ），Ｃｅ濃度１．５ｍｏｌのＧｄ2ＳｉＯ5（ＧＳＯ），Ｌｕ2ＳｉＯ5（ＬＳＯ），ＬｕXＧｄ2-XＳｉＯ5（ＬＧＳＯ），ＬｕXＹ2-XＳｉＯ5（ＬＹＳＯ），Ｂｉ4Ｇｅ3０12（ＢＧＯ），ＮａＩ，ＢａＦ2，ＣｓＦを選択し、種々組合わせて使用しても良い。【００６９】
（９）上述した実施例では、シンチレータブロック１５は、シンチレータアレイ１８ａとシンチレータアレイ１８ｂとの２層（個）組合わせたものとして説明したが、２層（個）以外の複数層（個）であってもよい。また、各シンチレータに備えるシンチレータ１９ａ，１９ｂの数を８×８本として説明したが、これ以外の複数本備えるようにしてもよい。【００７０】
（１０）上述した実施例では、受光素子を光電子増倍管１７として説明したが、これ以外の受光素子、例えば、フォトダイオードやアバランシェフォトダイオードなどを用いてもよい。
【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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【国際調査報告】
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