(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
入射した放射線に基づいて電荷を発生する複数の電荷発生手段と、
前記電荷発生手段が発生する電荷を蓄積する複数の電荷蓄積手段と、
前記電荷蓄積手段のそれぞれから、第１の時間にて前記各蓄積電荷を読み出すことでタイミング信号を発生するタイミング信号発生手段と、
前記各タイミング信号のスルーレートを、所定の値以下に制限するスルーレート制限手段と、
所定の値以下のスルーレートを有する前記複数のタイミング信号のうち、所定の閾値以上のタイミング信号を弁別する弁別手段と、
前記所定の閾値以上のタイミング信号に応答して、当該所定の閾値以上のタイミング信号に対応する前記電荷蓄積手段から、前記第１の時間より長い第２の時間にて前記各蓄積電荷を読み出すことで検出信号を発生する検出信号発生手段と、
を具備することを特徴とする放射線検出回路。
【請求項２】
前記スルーレート制限手段は、前記タイミング信号の振幅、又は前記電荷蓄積手段の電荷蓄積時間に関わらず、前記放射線入射から所定時間経過後に、前記閾値に到達するスルーレートにて、前記各タイミング信号のスルーレートを制限すること特徴とする請求項１記載の放射線検出回路。
【請求項３】
前記弁別手段に接続され、当該弁別手段によって弁別された前記所定の閾値以上のタイミング信号を遅延させるタイミング信号遅延手段をさらに具備することを特徴とする請求項１又は２記載の放射線検出回路。
【請求項４】
入射した放射線に基づいて電荷を発生する複数の電荷発生手段と、
前記電荷発生手段が発生する電荷を蓄積する複数の電荷蓄積手段と、
前記電荷蓄積手段のそれぞれから、第１の時間にて前記各蓄積電荷を読み出すことでタイミング信号を発生するタイミング信号発生手段と、
前記各タイミング信号のスルーレートを、所定の値以下に制限するスルーレート制限手段と、
所定の値以下のスルーレートを有する前記複数のタイミング信号のうち、所定の閾値以上のタイミング信号を弁別する弁別手段と、
前記所定の閾値以上のタイミング信号に応答して、当該所定の閾値以上のタイミング信号に対応する前記電荷蓄積手段から、前記第１の時間より長い第２の時間にて前記各蓄積電荷を読み出すことで検出信号を発生する検出信号発生手段と、
前記各検出信号に基づいて、画像再構成を行う画像再構成手段と、
を具備することを特徴とする核医学診断装置。
【請求項５】
前記スルーレート制限手段は、当該タイミング信号の振幅、又は前記電荷蓄積手段の電荷蓄積時間に関わらず、前記放射線入射から所定時間経過後に、前記閾値に到達するスルーレートにて、前記各タイミング信号のスルーレートを制限すること特徴とする請求項４記載の核医学診断装置。
【請求項６】
前記弁別手段に接続され、当該弁別手段によって弁別された前記所定の閾値以上のタイミング信号を遅延させるタイミング信号遅延手段をさらに具備することを特徴とする請求項４又は５記載の核医学診断装置。
【請求項７】
入射した放射線に基づいて電荷を発生する複数の電荷発生手段と、前記電荷発生手段が発生する電荷を蓄積する複数の電荷蓄積手段と、前記電荷蓄積手段のそれぞれから、第１の時間にて前記各蓄積電荷を読み出すことでタイミング信号を発生するタイミング信号発生手段と、前記各タイミング信号のスルーレートを、所定の値以下に制限するスルーレート制限手段と、所定の値以下のスルーレートを有する前記複数のタイミング信号のうち、所定の閾値以上のタイミング信号を弁別する弁別手段と、前記所定の閾値以上のタイミング信号に応答して、当該所定の閾値以上のタイミング信号に対応する前記電荷蓄積手段から、前記第１の時間より長い第２の時間にて前記各蓄積電荷を読み出すことで検出信号を発生する検出信号発生手段と、をそれぞれが有する複数の検出手段と、
同時に入力された二つの所定の閾値以上のタイミング信号に応答して、当該二つの前記所定の閾値以上のタイミング信号を発生した二つの前記検出手段から、前記検出信号を読み出す検出信号読み出し手段と、
前記検出信号読み出し手段によって読み出された検出信号に基づいて、画像再構成を行う画像再構成手段と、
を具備することを特徴とする核医学診断装置。
【請求項８】
前記スルーレート制限手段は、当該タイミング信号の振幅、又は前記電荷蓄積手段の電荷蓄積時間に関わらず、前記放射線入射から所定時間経過後に、前記閾値に到達するスルーレートにて、前記各タイミング信号のスルーレートを制限すること特徴とする請求項７記載の核医学診断装置。
【請求項９】
前記弁別手段に接続され、当該弁別手段によって弁別された前記所定の閾値以上のタイミング信号を遅延させるタイミング信号遅延手段をさらに具備することを特徴とする請求項７又は８記載の核医学診断装置。
【請求項１０】
それぞれに入射した放射線に対応して電気信号を出力する複数の放射線検出素子と、
前記各放射線検出素子の出力信号のスルーレートを、所定の値以下にする複数のスルーレート制限手段と、
前記各スルーレート制限手段の出力信号から所定の閾値以上の信号を弁別し出力する複数の弁別手段と、
前記弁別手段により弁別された信号に基づいて、画像再構成を行う画像再構成手段と、
を具備することを特徴とする核医学診断装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、放射線検出回路および核医学診断装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
被検体の腫瘍を見つけるために用いられる診断装置として、核医学診断装置が知られている。この装置は、患者の血流に注入され、腫瘍に集積した核種から放出されるガンマ線を検知することにより、腫瘍の位置や機能異常を検出するものである。腫瘍の正確な位置等を検出するためには、身体から垂直方向に放射されるガンマ線だけを検知し、他の方角から放射されたガンマ線は無視することが必要である。例えば、米国特許５，６５６，８１８号に、このような検出器システムが示されている。
【０００３】
核医学診断装置には、シングルフォトンイメージング、ポジトロンイメージング、コンプトンイメージング等の方式がある。特に、後者二つにおいては、ガンマ線を入射した時間の計測可能な検出器システムが必要である。例えば、ＣｄＴｅ等からなる半導体検出素子を二次元状に配置し、当該各検出素子にチャージアンプを主構成としたプリアンプを設けた検出器システムでは、各プリアンプの出力を高速に波形形成した出力でガンマ線の入射タイミングを検出している。また、この入射タイミングの検出とともに、エネルギー値を計測するための低速波形形成回路のピーク信号をホールドし、エネルギー値を算出している。
【０００４】
この手法は、シングルチャネルであれば問題はない。しかし、複数の半導体検出素子が存在する場合には、各チャネルから平行してエネルギーと入射タイミングとを検出する構成が取られるから、後段の処理回路の構成が大がかりなものとなり、非現実的なものとなる。
【０００５】
そのため、このように複数の半導体検出素子が存在する場合の検出処理においては、近年次の様な手法が採用されている。すなわち、所定数の半導体素子のまとまりで一回路としてのシーケンスを組み、これらを複数構成する。当該構成においてガンマ線を入射した場合、上記まとまりの単位でガンマ線入射タイミングを示すタイミング信号を発生すとともに、このタイミング信号発生から所定時間経過後、一斉に各チャネルの信号レベルをホールドし、当該ホールド信号を所定のシーケンスに従って全て読み出すものである。
【０００６】
この手法においては、ガンマ線入射タイミングの検出は、所定数の半導体素子単位で行う必要がある。そのため、高速に波形形成した信号がその閾値を越えた信号を弁別し、閾値を越えたタイミングをガンマ線入射タイミングとしている。例えばＰＥＴ装置（Positron Emission CT装置）においては、この弁別された信号のうち、２つのタイミング信号があった場合には、このタイミング信号が検出された検出器の検出素子が特定され、ＰＥＴ画像が作成される。
【０００７】
しかしながら、上記手法では、検出時間分解能は、パルスの形状や波高値に依存するから、同時に入射したガンマ線の検出タイミングにばらつき発生する場合がある。このような検出タイミングのずれは、複数の半導体検出素子が存在する場合に大きな問題となる。特にＰＥＴ装置においては、同時検出することが自体が、画像再構成の大きなパラメータとなっているため、検出タイミングのずれは、大きな課題の一つである。また、この検出タイミングのずれは、画像ノイズの大きな要因となる。
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】
本発明は、上記事情を鑑みてなされたもので、同時に入射したガンマ線を同じタイミングで検出することができる放射線検出回路および核医学診断装置を提供することを目的する。
【０００９】
【課題を解決するための手段】
本発明は、上記目的を達成するため、次のような手段を講じている。
【００１０】
本発明の第１の視点は、入射した放射線に基づいて電荷を発生する複数の電荷発生手段と、前記電荷発生手段が発生する電荷を蓄積する複数の電荷蓄積手段と、前記電荷蓄積手段のそれぞれから、第１の時間にて前記各蓄積電荷を読み出すことでタイミング信号を発生するタイミング信号発生手段と、前記各タイミング信号のスルーレートを、所定の値以下に制限するスルーレート制限手段と、所定の値以下のスルーレートを有する前記複数のタイミング信号のうち、所定の閾値以上のタイミング信号を弁別する弁別手段と、前記所定の閾値以上のタイミング信号に応答して、当該所定の閾値以上のタイミング信号に対応する前記電荷蓄積手段から、前記第１の時間より長い第２の時間にて前記各蓄積電荷を読み出すことで検出信号を発生する検出信号発生手段とを具備することを特徴とする放射線検出回路である。
【００１１】
本発明の第２の視点は、入射した放射線に基づいて電荷を発生する複数の電荷発生手段と、前記電荷発生手段が発生する電荷を蓄積する複数の電荷蓄積手段と、前記電荷蓄積手段のそれぞれから、第１の時間にて前記各蓄積電荷を読み出すことでタイミング信号を発生するタイミング信号発生手段と、前記各タイミング信号のスルーレートを、所定の値以下に制限するスルーレート制限手段と、所定の値以下のスルーレートを有する前記複数のタイミング信号のうち、所定の閾値以上のタイミング信号を弁別する弁別手段と、前記所定の閾値以上のタイミング信号に応答して、当該所定の閾値以上のタイミング信号に対応する前記電荷蓄積手段から、前記第１の時間より長い第２の時間にて前記各蓄積電荷を読み出すことで検出信号を発生する検出信号発生手段と、前記各検出信号に基づいて、画像再構成を行う画像再構成手段とを具備することを特徴とする核医学診断装置である。
【００１２】
本発明の第３の視点は、入射した放射線に基づいて電荷を発生する複数の電荷発生手段と、前記電荷発生手段が発生する電荷を蓄積する複数の電荷蓄積手段と、前記電荷蓄積手段のそれぞれから、第１の時間にて前記各蓄積電荷を読み出すことでタイミング信号を発生するタイミング信号発生手段と、前記各タイミング信号のスルーレートを、所定の値以下に制限するスルーレート制限手段と、所定の値以下のスルーレートを有する前記複数のタイミング信号のうち、所定の閾値以上のタイミング信号を弁別する弁別手段と、前記所定の閾値以上のタイミング信号に応答して、当該所定の閾値以上のタイミング信号に対応する前記電荷蓄積手段から、前記第１の時間より長い第２の時間にて前記各蓄積電荷を読み出すことで検出信号を発生する検出信号発生手段と、をそれぞれが有する複数の検出手段と、同時に入力された二つの所定の閾値以上のタイミング信号に応答して、当該二つの前記所定の閾値以上のタイミング信号を発生した二つの前記検出手段から、前記検出信号を読み出す検出信号読み出し手段と、前記検出信号読み出し手段によって読み出された検出信号に基づいて、画像再構成を行う画像再構成手段とを具備することを特徴とする核医学診断装置である。
【００１３】
本発明の第４の視点は、それぞれに入射した放射線に対応して電気信号を出力する複数の放射線検出素子と、前記各放射線検出素子の出力信号のスルーレートを、所定の値以下にする複数のスルーレート制限手段と、前記各スルーレート制限手段の出力信号から所定の閾値以上の信号を弁別し出力する複数の弁別手段と、前記弁別手段により弁別された信号に基づいて、画像再構成を行う画像再構成手段とを具備することを特徴とする核医学診断装置である。
【００１４】
このような構成によれば、同時に入射したガンマ線を同じタイミングで検出することができる放射線検出回路および核医学診断装置を実現することができる。
【００１５】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の第１及び第２の実施形態を図面に従って説明する。なお、以下の説明において、略同一の機能及び構成を有する構成要素については、同一符号を付し、重複説明は必要な場合にのみ行う。
【００１６】
（第１の実施形態）
図１は、本実施形態に係る核医学診断装置１０のブロック図である。また、図２は、検出器１１の構成を説明するための図である。
【００１７】
図１に示すように、核医学診断装置１０は、患者Ｐを囲むように配置された検出器１１、読み出し回路１４、回転フレーム４６、寝台移動・シフト・上下制御部４７、全体回転制御部３７、検出器移動・傾斜・シフト制御部４８、収集メモリ３９、データ処理回路４０、表示回路４１、コントローラ４２、イメージメモリ４４を具備している。
【００１８】
図２に示すように、検出器１１は、例えばＮａＩシンチレータに光電管を付けた検出器、またはＣｄＴｅ（テルル化カドミウム）といった化合物半導体片にバイアス電極と信号電極とを貼り合わせてなる複数の検出素子１３（例えば５１２ピクセルを構成する）が２次元的に配列されてなる検出器セグメント１２を複数有している。例えばＰＥＴ撮影の場合には、検出器１１は被検体Ｐを中心に所定角度で固定された状態で投影データを収集する。
【００１９】
なお、本実施形態では、二つの検出器１１を有する核医学診断装置１０を例としている。しかしながら、本発明の技術的思想は、二つ以上、例えば多数の小型検出器を六角形又は円形に配列したリング配列系の核医学診断装置についても適用可能である。
【００２０】
読み出し回路１４は、短い間隔（例えば10nsec）単位で各検出器セグメント１２から信号を読み出す。読み出し回路１４によって読み出された信号は、データ処理回路４０に出力される。また、読み出し回路１４は、各検出器１１の出力に基づいて、ガンマ線が入射する毎に、その入射位置及び角度を表す位置信号とそのエネルギーを表すエネルギー信号とを出力する。
【００２１】
さらに、この読み出し回路１４は、入射ガンマ線を正確なタイミングで検出するためのタイミング調整機能を有している。この読み出し回路１４のさらに詳細な構成、及びタイミング調整機能については、後で詳しく説明する。
【００２２】
寝台３４は、被検体Ｐを載置した状態で回転軸に沿って移動及びシフトするために必要な構造及び駆動源と、被検体Ｐを載置した状態で回転軸に対して略直交する直交軸に沿ってシフトするために必要な構造及び駆動源とを有している。
【００２３】
回転フレーム４６は、移動・傾斜・シフト機構４３を支持し、各検出器１１を被検体Ｐの体軸に略平行な回転軸回りに回転させるための構造及び駆動源を有している。
【００２４】
寝台移動・シフト・上下制御部４７は、所定のタイミングにて各検出器１１の動きと連動させて寝台３４の位置を制御する。
【００２５】
全体回転制御部３７は、各検出器１１を被検体Ｐの体軸に略平行な回転軸回りに回転させるため、回転フレーム４６を制御する。
【００２６】
検出器移動・傾斜・シフト制御部４８は、移動・傾斜・シフト機構４３を制御し、所定の配置で移動、例えば被検体を中心として各検出器１１を回転させる。
【００２７】
収集メモリ３９は、位置信号とエネルギー信号とに基づいて、入射位置と角度とエネルギー毎にガンマ線をフォトン数として計数する。
【００２８】
データ処理回路４０は、収集メモリ３９に保持されている計数結果に基づいて、被検体に投与された核種によるポジトロン電子消滅に起因する個別のガンマ線を、２つの検出素子で同時に検出し、サイノグラムデータの作成、各種補正、画像構成処理等を行う。
【００２９】
コントローラ４２は、これら装置全体の動きを統括制御するために設けられている。
【００３０】
移動・傾斜・シフト機構４３は、各検出器１１を支持し、検出器移動・傾斜・シフト制御部４８の制御に基づいて検出器を移動させる。また、移動・傾斜・シフト機構４３は、各検出器１１を回転軸に沿って移動及びシフトさせるために必要な構造及び駆動源と、各検出器１１を回転軸に対して略直交する直交軸に沿ってシフトさせるために必要な構造及び駆動源と、各検出器１１を回転軸に対して傾斜させるために必要な構造及び駆動源とを有している。
【００３１】
イメージメモリ４４は、データ処理回路４０によって再構成された画像を記憶する。これらの画像は、所定断層の画像として表示回路４１に表示される。
【００３２】
（読み出し回路）
次に、読み出し回路１４についてさらに詳しく説明する。
【００３３】
図３は、本実施形態に係る読み出し回路１４のブロック図である。読み出し回路１４は、信号処理回路２３、各検出素子１３に接続されたエネルギ検出回路１００、各検出素子１３毎に設けられたタイミング検出回路１０１、トリガ出力端子１０３、サンプルホールド信号入力端子１０４、閾値端子１０５、を有している。
【００３４】
エネルギ検出回路１００は、検出素子１３で検出したガンマ線のエネルギを検出する回路で、信号入力側から、検出素子１３の出力接続されたプリアンプ１５、コンデンサー１７、低速波形形成回路１９およびサンプルホールド回路２０を備えている。
【００３５】
低速波形形成回路１９は、入力された信号に対して遅い立ち上がりの信号を出力する回路で、ＲＣ時定数大きいいわゆる積分回路である。またサンプルホールド回路２０は、低速波形形成回路から出力された信号を所定の時間（サンプルホールド信号が入力されている時間）保持する機能を有している。なお、サンプルホールド信号はサンプルホールド信号入力端子１０４から供給される。
【００３６】
タイミング検出回路１０１は、検出素子１３で検出したガンマ線の入射タイミングを検出する回路で、信号入力側から、プリアンプ１５の出力に接続された高速波形形成回路５１、コンデンサー５６（図３参照）、閾値弁別回路５７、電流制御器５８、ラッチ２２を備えている。
【００３７】
図４は、タイミング検出回路１０１の概略構成を示したブロック図である。なお、同図においては、タイミング検出回路１０１のうち、高速波形回路５１から閾値弁別回路５７までの部分が示されている。
【００３８】
高速波形形成回路５１は、入力側からコンデンサー５２およびアンプ５３を備え、さらにアンプ５３のフィードバック回路として、フィードバック抵抗５４およびフィードバック・コンデンサー５５を備えている。アンプ５３の出力側には、電流制御器５８が接続されている。
【００３９】
電流制御器５８は、高速波形形成回路５１から後段の荷の蓄積のためコンデンサー５６に所定の電流値（飽和電流値）以上の電流が流れた場合にこれを制限する機能を有するものである。なお、これは、高速波形形成回路５１に設けられたアンプ５３の出力トランジスタのバイアス電流を制限することによっても実現することができる。また、高速波形形成回路５１より外部に設けられたバイアス抵抗を調整することによっても実現することができる。
【００４０】
また、電流制御器５８の出力は、閾値弁別回路５７に接続される。この閾値弁別回路５７は、閾値端子１０５から供給される所定の閾値以上の信号が入力された場合のみ所定の信号を出力する。一方、閾値未満の信号に対しては出力を行わない。これにより、例えば自然に存在するガンマ線が検出された場合等のノイズを除去することができる。
【００４１】
再び図３を利用した読み出し回路１４の各構成の説明に戻る。
【００４２】
図３において、各タイミング検出回路１０１のラッチ２２の出力は、トリガ出力端子１０３にＯＲ接続（複数のラッチ２２のうちいずれか１つが出力した場合に信号を出力する）されている。なお、トリガ出力端子１０３の出力は、遅延回路（図示しない）を介して、サンプルホールド信号入力端子１０４と接続されている。
【００４３】
また、信号処理回路２３は、エネルギ検出回路１００およびタイミング検出回路１０１と接続されており、エネルギ信号からコンプトン散乱の可能性を判定したり、タイミング信号からガンマ線の入射同時性を判別する機能を有している。
【００４４】
（検出タイミングずれの発生メカニズム）
次に、検出器１１に同時に入射したガンマ線を検出する場合に起こりうる、検出タイミングのずれの発生メカニズムについて、図５（ａ）、（ｂ）、及び図６を参照しながら説明する。なお、この検出タイミングのずれは、本核医学診断装置によるタイミング調節処理（後述）によって是正することができる。
【００４５】
検出タイミングが発生する原因としては、以下の２つが考えられる。第１に考えられるのは、ガンマ線のエネルギによる差異である。
【００４６】
図５（ａ）、（ｂ）は、検出タイミングのずれの発生を説明するための図であり、入射したガンマ線の波形を示した図である。なお、図５（ａ）、（ｂ）においては、実線３５で示された信号がエネルギの大きな信号で、実線３６で示された信号がエネルギの小さい信号である。また、ガンマ線の検出器への入射タイミングを共に０とした場合が示されており、このタイミング検出器では、閾値３２を超えたタイミングでタイミング信号を発生させる構成となっている。
【００４７】
図５（ａ）に示されるように、検出器の各検出素子に設けられたタイミング検出器の増幅率が、同じタイミングでガンマ線が検出器に入射した場合であっても、ガンマ線の入射エネルギの差異によって、タイミング信号が異なった時間に出力される。
【００４８】
すなわち、エネルギの大きなガンマ線の信号３５は、タイミング検出器から時間Ｔ３５のタイミングで信号が出力される。一方、エネルギの小さいガンマ線の信号３６は、時間Ｔ３６のタイミングでタイミング信号が発せられることなる。このように、入射するガンマ線のエネルギの相違により、タイミング検出に時間のずれが生じることになる。
【００４９】
また、タイミング検出にずれが生じる第２の原因は、Ｂｕｌｋ理論に起因するものである。
【００５０】
図６は、Ｂｕｌｋ理論に起因する検出タイミングのずれの発生を説明するための図である。
【００５１】
図６において、ガンマ線が検出素子７３に入射した場合、そのガンマ線が検出素子７３のどの部分に入射したかによって、タイミング検出にずれが生じる（この現象は、「Ｔｉｍｅ−Ｗａｌｋ」として知られている。）。この現象を具体的に示すと、以下の様である。
【００５２】
まず、ガンマ線が検出素子７３に入射した場合、電子７４と陽子７５が発生する。この電子７４と陽子７５は、互いに反対の電極へと導かれる。なお、陽子７５が導かれる電極（陰極）には、例えば−１０００Vの電圧が印加されている。
【００５３】
電子７４が導かれる電極（陽極）は、整流ダイオード７６と接続され、さらにタイミング検出器に接続される。このような場合、電子７４が検出素子の陰極側近くで発生すると、陽極までの距離が遠く、検出素子から取り出される信号に時間差が生じる。これが「Ｔｉｍｅ−Ｗａｌｋ」として知られる現象である。
【００５４】
このような「Ｔｉｍｅ−Ｗａｌｋ」現象が生じた場合、タイミング検出器の出力信号は、図５（ｂ）)に示すような信号となる。同図における信号３５は、検出素子の陽極に近い側にガンマ線が入射した場合であり、また信号３６は、検出素子の陰極に近い側にガンマ線が入射した場合である。
【００５５】
なお、タイミング検出器では、上述のように入力された信号が、所定の閾値を超えた場合にのみ、信号を発する構成となっている。従って、信号３５の場合には、Ｔ３５のタイミングで信号を発し、信号３６の場合には、Ｔ３６のタイミングで信号を発することになる。
【００５６】
（タイミング調節処理）
次に、本実施形態に係る核医学診断装置の動作について、ガンマ線検出において実行されるタイミング調節処理を中心に説明する。説明を具体的にするため、被検体に投与された核種から略１８０°方向に放出された略５１１ＫｅＶのガンマ線が所定の２つの検出素子１３に入射した場合について説明する。
【００５７】
図７（ａ）〜（ｄ）は、読み出し回路１４の各個所での時間―電圧を示したグラフである。
【００５８】
まず、検出素子１３にガンマ線が入射した場合、検出素子１３では、ガンマ線に対応した電気信号が発生する。
【００５９】
この電気信号は、プリアンプ１５に入力され、所定の値まで増幅された後、低速波形形成回路１９と高速波形形成回路５１とに対してそれぞれ並列に出力される。
【００６０】
低速波形形成回路１９では、図７（ａ）中の実線３０で示されるような波形の信号が形成される。なお、この信号はガンマ線のエネルギを得るために用いられる信号である。また、同図の点線で示された波形については後述する。
【００６１】
一方、高速波形形成回路５１では、図７（ｂ）中の実線３１で示されるような波形の信号が形成される。この信号はガンマ線の入射タイミングを得るための信号で、図７（ａ）で示されたエネルギ信号と比して、立ち上がりの早い信号である。高速波形形成回路５１で形成された信号は、次に電流制御器５８に入力される。
【００６２】
図８は、電流制御器５８の出力電圧を示した信号のグラフである。同図に実線６０および６１で示された波形がその出力電圧を示している。なお、この２つの実線６０および６１は電流制御器５８の動作を説明するために、便宜的に記載したものであり、電流制御器５８は、１つの入力信号に対して１つの出力を行うものである。
【００６３】
また、電流制御器５８は、上述のように電流が所定の値以上になった場合にその値を制限する。この制限値は、図８のような時間―電圧グラフ上では直線６２のように示される。また、同図の実線６４は、後段の閾値弁別回路５７の閾値電圧を示している。
【００６４】
図８からも分かるように、高速波形形成回路５１で形成された信号の波形が最大値の異なる実線６０（信号が小さい場合）である場合、あるいは実線６１（信号が大きい場合）である場合のいずれの場合でも、電流制御器５８によって制限される所定の時間内では、同じ程度の信号の立ち上がり方となる。
【００６５】
つまり、従来例では、図５（ａ）、（ｂ）に示された信号のように、その値が大きい場合（実線３５）と小さい場合（実線３６）は信号の立ち上がり方が異なっていたの対し、本実施の形態では、電流制限により値の大きい信号（実線６１）が抑圧され、小さい信号（実線６０）と同じ程度の立ち上がり方になっている。
【００６６】
電流制御器５８により、立ち上がりが揃えられた信号は、閾値弁別回路５７に入力される。閾値弁別回路５７では、入力された信号のうち閾値電圧（図８の実線６４で示されている）以上の信号のみを出力する。
【００６７】
この様なタイミング調節処理によれば、閾値弁別回路５７の前段に電流制御器５８を設けたことにより、閾値電圧以上の電圧の信号であれば、入力された信号の大きさに関わらず、同じタイミング（図８ではＴ０で示されている）で信号を出力することができる。また、閾値電圧以下の信号は除去されるため、例えばノイズ等は除去される。
【００６８】
閾値弁別回路５７の出力は、ラッチ２２に入力され、矩形波に変換される。ラッチ２２の出力は、信号処理回路２３に入力される（詳しくは後述する）と共に、各検出素子の他のラッチ２２とOR接続され、トリガ出力端子１０３から出力される。トリガ出力端子１０３から出力される信号は、図７（ｃ）において矩形波３３で示されている。
【００６９】
次に、トリガ出力端子１０３の出力信号は、遅延回路（図示せず）に入力される。この遅延回路は、トリガ出力信号に対応して、所定の時間Ｔｐ遅延後、所定の時間、略一定の値の信号を出力する回路である。この遅延回路の出力は、サンプルホールド信号として、サンプルホールド信号入力端子１０４に入力される。図７（ｄ）にサンプルホールド信号３４が示されている。
【００７０】
サンプルホールド信号３４に対応して、サンプルホールド回路２０は、低速波形形成回路１９から出力された信号を蓄積する。なお、この蓄積される信号は、図７（ａ）において破線で示されている。蓄積された信号は、エネルギ信号として、信号処理回路２３に入力される。
【００７１】
信号処理回路２３では、エネルギ検出回路１００から出力されたエネルギ信号およびタイミング検出回路１０１から出力されたタイミング信号に基づいて、データ処理回路４０で再構成に供されるデータの選別を行う。具体的には、まず、タイミング信号が複数存在するかを判断する。ＰＥＴ装置は、同時に異なる位置で検出されたガンマ線を基に画像を再構成する装置であり、単発のガンマ線では、画像の再構成を行うことはできない。信号処理回路２３では、このようにガンマ線が単発的に検出された場合（タイミング信号が１つの場合）には、データは後段のユニットに送られることなく、破棄されることになる。
【００７２】
次に、タイミング信号が２つ存在した場合には、それぞれのタイミング信号に対応したエネルギ信号が略５１１ＫｅＶであるか否かが判断される。これはＰＥＴ用核種から１８０°方向に放出されるガンマ線は、それぞれ５１１ＫｅＶであるためであり、例えば、単なるコンプトン散乱により偶発的に２つのガンマ線が検出されるような場合には、コンプトン散乱によりそのエネルギは５１１ＫｅＶより小さい値となるためである。従って、エネルギ信号が略５１１ＫｅＶより小さい場合には、上記と同様データは後段のユニットに送られることなく、破棄されることになる。
【００７３】
信号処理回路２３において、２つ以上のタイミング信号を検出し、かつそれぞれのエネルギ信号が略５１１ＫｅＶであった場合には、タイミング信号を検出した検出素子の位置に関するデータ（アドレスデータ）を収集メモリ３９に出力する。データ処理回路４０は、収集メモリ３９内のアドレスデータに基づいて画像の再構成を行う。
【００７４】
以上の処理により、ボリュームデータが作成され、被検体Ｐに関する断層像が表示回路４１に表示される。
【００７５】
以上述べた構成によれば、以下の効果を得ることができる。
【００７６】
高速波形形成回路５１で形成されたタイミング信号は、閾値電圧以上の電圧をもつ場合には、電流制御器５８によってその立ち上がり特性が一定に制限される。従って、タイミング信号は、その大きさに関わらず、同じ立ち上がり特性をもつ信号として出力されるため、検出器での吸収時間の検出精度を飛躍的に向上させることができる。その結果、ＰＥＴ画像やコンプトンカメラのＳ／Ｎ比、分解能を向上させることができる。また、検出器、及び当該検出器を構成する回路等の特性ばらつきによる影響を低減させることができる。さらに、時間分解能のばらつきの他の一要因とされるスルーレート値のばらつき、閾値のばらつきを簡便に吸収し補正することができ、さらなる高時間分解能を実現することができる。
【００７７】
時間検出のための閾値の設定が比較的高い場合でも、高い時間分解能にて信号検出を行うことができる。その結果、閾値電圧以下の信号を除去でき、ノイズ等を大幅に除去することができる。
【００７８】
簡便な回路構成にて高時間分解能を実現することができる。従って、半導体検出器アレイ等のようにＡＳＩＣが必要な場合であっても、本構成にて対応することができる。
【００７９】
（第２の実施形態）
次に、第２の実施形態について説明する。現実の電子回路においては、例えば図４に示す閾値弁別回路５７自体でも信号は遅延する。これにより、各検出素子に対応する電子回路上で信号遅延がばらつくことが考えられる。
【００８０】
第２の実施形態に係る読み出し回路１４、及び当該回路１４を具備する核医学診断装置１０は、この電子回路による信号遅延のばらつきを補償するものである。
【００８１】
図９は、第２の実施形態に係る読み出し回路１４の構成を説明するための図である。図９に示すように、読み出し回路１４は、閾値弁別回路５７とラッチ２２の間に、遅延補償回路７０を有している。この遅延補償回路７０は、主として直列に接続された複数の遅延回路７２と、それぞれの遅延回路７２の出力を切換る切換器７１とを備えている。
【００８２】
遅延補償回路７０に設けられた切換器７１により、入力される信号に対していくつの遅延回路７２を通過させるかを決定することができる。従って、通過させる遅延回路７２に数を制御することにより、電子回路の信号遅延による検出タイミングのばらつきを調整することが可能である。
【００８３】
以上、本発明を各実施形態に基づき説明したが、本発明の思想の範疇において、当業者であれば、各種の変更例及び修正例に想到し得るものであり、それら変形例及び修正例についても本発明の範囲に属するものと了解され、その要旨を変更しない範囲で種々変形可能である。
【００８４】
また、各実施形態は可能な限り適宜組み合わせて実施してもよく、その場合組合わせた効果が得られる。さらに、上記実施形態には種々の段階の発明が含まれており、開示される複数の構成要件における適宜な組合わせにより種々の発明が抽出され得る。例えば、実施形態に示される全構成要件から幾つかの構成要件が削除されても、発明が解決しようとする課題の欄で述べた課題が解決でき、発明の効果の欄で述べられている効果の少なくとも１つが得られる場合には、この構成要件が削除された構成が発明として抽出され得る。
【００８５】
【発明の効果】
以上本発明によれば、同時に入射したガンマ線を同じタイミングで検出することができる放射線検出回路および核医学診断装置を実現できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】図1は、本発明の実施形態に係る核医学診断装置１０のブロック図である。
【図２】図２は、検出器１１の構成を説明するための図である。
【図３】図３は、第１の実施形態に係る読み出し回路１４のブロック図である。
【図４】図４は、タイミング検出回路１０１の概略構成を示したブロック図である。
【図５】図５（ａ）、（ｂ）は、検出タイミングのずれの発生を説明するための図であり、入射したガンマ線の波形を示した図である。
【図６】図６は、Ｂｕｌｋ理論に起因する検出タイミングのずれの発生を説明するための図である。
【図７】図７（ａ）〜（ｄ）は、読み出し回路１４の各個所での時間―電圧を示したグラフである。
【図８】図８は、電流制御器５８の出力電圧を示した信号のグラフである。
【図９】図９は、第２の実施形態に係る読み出し回路１４の構成を説明するための図である。
【符号の説明】
１０…核医学診断装置
１１…検出器
１２…検出器セグメント
１３…検出素子
１４…読み出し回路
１５…プリアンプ
１７…コンデンサー
１９…低速波形形成回路
２０…サンプルホールド回路
２２…ラッチ
２３…信号処理回路
３４…寝台
３７…全体回転制御部
３９…収集メモリ
４０…データ処理回路
４１…表示回路
４２…コントローラ
４３…移動・傾斜・シフト機構
４４…イメージメモリ
４５…位置計算回路
４６…回転フレーム
４７…寝台移動・シフト・上下制御部
４８…移動・傾斜・シフト制御部
５１…高速波形形成回路
５２、５６…コンデンサー
５３…アンプ
５４…フィードバック抵抗
５５…フィードバック・コンデンサー
５７…閾値弁別回路
５８…電流制御器
７０…遅延補償回路
７１…切換器
７２…遅延回路
１００…エネルギ検出回路
１０１…タイミング検出回路
１０３…トリガ出力端子
１０４…サンプルホールド信号入力端子
１０５…閾値端子
【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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