CN101460864A - 核医学诊断装置 - Google Patents
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Abstract
本发明是有关于一种核医学诊断装置，能够高精度且简便地决定二级闪烁体γ射线检测器(DOI)中的闪烁体阵列的识别机构所需的参数T1、T2、K。闪烁体阵列的识别机构所需的参数是参照第一信号计数比来决定，所述第一信号计数比是通过在γ射线检测器单体的检查阶段对在γ射线入射深度方向上发光脉冲衰减时间不同的各个闪烁体阵列中的每一个照射γ射线而获取，进而，通过从该γ射线检测器单体的前面来照射γ射线而获取第二信号计数比，接着，通过在将γ射线检测器单体搭载到PET装置中的阶段而从γ射线检测器单体的前面照射γ射线而获取第三信号计数比，以决定在与所述第二信号计数数据相同的条件下的闪烁体阵列的识别机构所需的参数。
Description
技术领域
本发明涉及一种核医学诊断装置(ECT装置)，此核医学诊断装置是用于对被检测体投予放射性药剂，并同时计量由蓄积在所述被检测体的目标部位上的正电子放射性同位素(radioisotope，RI)放出的一对γ射线，以获得目标部位的断层图像，本发明尤其涉及一种同时计数γ射线的技术。
背景技术
作为核医学诊断装置，即ECT(Emission Computed Tomography)装置的一例，对正电子发射断层显像(Positron Emission Tomography，PET)装置的构成进行说明。PET装置是以如下方式构成：利用相对向的γ射线检测器来对从被检测体的目标部位彼此成大致180°的方向放出的2条γ射线进行检测，在同时检测出(同时计数)γ射线时，再构成被检测体的断层图像。而且，在PET装置中用于对γ射线同时进行计数的γ射线检测器，有的是由闪烁体(scintillator)和光电子倍增管(photoelectronmultiplier)构成，所述闪烁体在入射有从被检测体放出的γ射线时会发光，所述光电子倍增管将所述闪烁体的发光转换成电信号。
此处，从原理上来讲，从离开视野中心的位置放出的γ射线如图16所示那样斜向入射到γ射线检测器D的闪烁体中的情况较多，当γ射线入射方向上没有被分割的闪烁体时，不仅会在准确的位置检测到γ射线，而且也会在错误的位置检测到γ射线。也就是说，视差误差从视野中心朝向周边部分而逐渐变大，从而造成PET装置所获得的断层图像变得不准确。
因此，如图17所示，提出了一种γ射线检测器，此γ射线检测器将闪烁体分割(光学结合)成在γ射线入射方向上发光脉冲的衰减时间不同的闪烁体。例如，当使用将闪烁体分割成在γ射线入射侧γ射线衰减时间较短的闪烁体阵列和在光电子倍增管侧γ射线衰减时间较长的闪烁体阵列的γ射线检测器MD时，即使γ射线斜向入射到γ射线检测器MD的闪烁体中，也可以高精度地检测到所放射的γ射线的位置，以获得更准确的断层图像，从而实现了改善(例如参照日本专利特开平6-337289号公报(第2-3页、图1)、日本专利2000-56023号公报(第2-3页、图1))。
而且，作为在γ射线入射方向上层叠配置的衰减时间较短的闪烁体阵列和衰减时间较长的闪烁体阵列的γ射线位置的具体检测机构，是通过具备如下机构而达成，即：加算机构，通过A/D转换器，将如图18所示那样从受光元件输出的电信号即模拟信号SF(衰减时间较短的闪烁体阵列的信号)或者SR(衰减时间较长的闪烁体阵列的信号)转换成数字信号，并将如图19所示那样将经过A/D转换器转换的数字信号顺次相加；识别值计算机构，根据中途加算值AT1或BT1以及总加算值AT2或BT2，计算出表示中途加算值除以总加算值所得的值AT1/AT2或BT1/BT2的识别值，其中，中途加算值AT1或BT1是在加算机构中，将从闪烁体块发出的发光脉冲的发光开始时起直到发光结束时为止的中途即直到中途时刻为止的数字信号相加所得的值，总加算值AT2或BT2是在加算机构中，将从闪烁体块发出的发光脉冲的发光开始时起直到发光结束时为止的数字信号相加所得的值；用于根据识别值计算机构所计算出的识别值中的最大值和最小值来决定中间值K的机构；以及判别机构，判别所述识别值计算机构所计算出的识别值相对于中间值K是较大的值还是较小的值。
而且，现有的核医学诊断装置中，是以如下方式来决定用于判别的参数。即，在如图20所示的例如具有二级构造的闪烁体阵列的二级闪烁体检测器112的情况下，闪烁体阵列的识别机构所需的参数T1、T2、K是通过如下方式来决定的。作为γ射线检测器单体的检查阶段，设置在暗箱115内的二级闪烁体检测器112将初始值的参数输入到检查用处理电路中，首先开始仅对闪烁体阵列正面110照射γ射线，并通过判别计算来计算出信号计数N1和信号计数N2，所述信号计数N1被判断为是来自闪烁体阵列正面110的信号，所述信号计数N2被判断为是来自闪烁体阵列背面111的信号。接着，如图21所示，仅对闪烁体阵列背面111照射γ射线，并通过判别计算来计算出信号计数N2′和信号计数N1′，所述信号计数N2′被判断为是来自闪烁体阵列背面111的信号，所述信号计数N1′被判断为是来自闪烁体阵列正面110的信号。进而，如图22所示，在不使用射线源的状态下，在自然放射线116所造成的背景(background)下，通过判别计算来计算出信号计数N1b和信号计数N2b，所述信号计数N1b被判断为是来自闪烁体阵列正面110的信号，所述信号计数N2b被判断为是来自闪烁体阵列背面111的信号。在此处，对(N1-N1b)/(N2-N2b)和(N2′-N2b)/(N1′-N1b)进行定义。此处，将(N1-N1b)/(N2-N2b)和(N2′-N2b)/(N1′-N1b)这两者的值相等且成为最大时的参数定为最佳值。此时，需要用来仅对任一个闪烁体阵列照射γ射线的铅准直器(lead collimator)113和Ri射线源114。以上述方式所决定的参数在将γ射线检测器单体搭载到实际的PET装置中的阶段预先输入到装置用处理电路中。
然而，现有的核医学诊断装置中存在如下的问题。即，在如图20所示的例如具有二级构造的闪烁体阵列的二级闪烁体检测器112的情况下，闪烁体阵列的识别机构所需的参数T1、T2、K，是将γ射线检测器12单体的检查阶段由检查用处理电路所决定的参数，在搭载到实际的PET装置中的阶段应用于装置用处理电路，但无论检查用处理电路与装置用处理电路是否以相同的规格而制造，增益放大器(gain amplifier)等的温度特性等都会稍有不同而产生个体差异，因而参数的最佳值未必一致，从而无法很好地进行上下分离，对画质造成不良影响。
另一方面，如果想要在搭载到实际的装置中的阶段来决定参数，则需要与PET装置相符的大规模的铅校准夹具(jig)和Ri射线源，作业非常繁杂。
发明内容
为了解决上述课题，权利要求1所述的核医学诊断装置采用了如下构成。即，此核医学诊断装置的特征在于包括：多个γ射线检测器，由闪烁体块、受光元件和A/D转换器而构成，所述闪烁体块是将发光脉冲的衰减时间彼此不同的多个闪烁体阵列在γ射线入射深度方向上以光学结合配置而成，所述受光元件将所述闪烁体块发出的发光脉冲转换成电信号，所述A/D转换器将从所述受光元件输出的电信号即模拟信号转换成数字信号；装置用处理电路，根据来自所述γ射线检测器的数字信号而计算出信号计数比；框体，用于搭载所述多个γ射线检测器；识别用参数决定机构，在未将所述多个γ射线检测器分别搭载于所述框体中而是将这些γ射线检测器连接到不同于所述装置用处理电路的检查用处理电路的状态下，根据将γ射线照射到各个所述闪烁体阵列时所获得的所述数字信号来计算出第一信号计数比，并通过将γ射线照射到所述闪烁体块来进行测定而求出第二信号计数比，并且，在将所述多个γ射线检测器分别搭载于所述框体中并将这些γ射线检测器连接到所述装置用处理电路的状态下，通过将γ射线照射到所述γ射线检测器所分别具有的所述闪烁体块并进行测定而求出第三信号计数比，再根据所述第一信号计数比、所述第二信号计数比和所述第三信号计数比来决定识别用参数；以及识别机构，根据所述识别用参数来识别测定对象的γ射线入射到了所述多个γ射线检测器所分别具有的哪一个所述闪烁体阵列。
而且，权利要求2所述的核医学诊断装置是如权利要求1所述的核医学诊断装置，其特征在于：所述第二信号计数比和所述第三信号计数比是通过从所述闪烁体块的前面或后面照射γ射线并进行测定而求出。
而且，权利要求3所述的核医学诊断装置是如权利要求1所述的核医学诊断装置，其特征在于：所述第二信号计数比和所述第三信号计数比是通过从所述闪烁体块的侧面照射γ射线并进行测定而求出。
而且，权利要求4所述的核医学诊断装置是如权利要求1所述的核医学诊断装置，其特征在于：用于求出所述第三信号计数比的γ射线的照射是利用传输用射线源来进行。
[发明效果]
通过上述手段，可决定最佳参数。利用最佳参数，可高精度地指定测定对象的γ射线源的位置，因而能提供高画质的断层图像。
进而，通过分成γ射线检测器单体的测定和搭载到框体中之后的测定，能够简便地决定最佳参数。
附图说明
图1是表示本发明的γ射线检测器的外观图。
图2是本发明的闪烁体阵列的识别方法的说明图。
图3是本发明的γ射线检测器的位置运算电路的一例的说明图。
图4是本发明的γ射线检测器的位置编码图的说明图。
图5是表示本发明的γ射线检测器的能谱的图。
图6是第一实施例的参数的决定方法的说明图。
图7是第一实施例的参数的决定方法的说明图。
图8是第一实施例的参数的决定方法的说明图。
图9是第一实施例的闪烁体阵列的识别方法的说明图。
图10是在框体中搭载着多个γ射线检测器的图。
图11是第二实施例的参数的决定方法的说明图。
图12是第二实施例的参数的决定方法的说明图。
图13是第二实施例的参数的决定方法的说明图。
图14是第三实施例的参数的决定方法的说明图。
图15是第三实施例的参数的决定方法的说明图。
图16是现有的γ射线检测器的γ射线检测原理的说明图。
图17是现有的DOIγ射线检测器的γ射线检测原理的说明图。
图18是表示从现有的DOIγ射线检测器输出的电信号的波形的图。
图19表示对从现有的DOIγ射线检测器输出的时间序列(time series)的数据进行积分所得的值。
图20是现有的核医学诊断装置的参数决定方法的说明图。
图21是现有的核医学诊断装置的参数决定方法的说明图。
图22是现有的核医学诊断装置的参数决定方法的说明图。
[符号的说明]
1 闪烁体块 1SF 脉冲衰减时间较短的闪烁体
1SR 发光脉冲衰减时间较长的闪烁体
10 γ射线检测器 11F 闪烁体阵列
11R 闪烁体阵列 12 反光材料
13 反光材料 15 暗箱
16 检查用处理电路 17 自然放射线
18 装置用处理电路 20 光导管
31、32、33、34 光电子倍增管 35 Ri射线源
36 铅准直器 37 Ri射线源
38 Ri射线源 39 传输用射线源
40 传输用检测器 41 铅箱
42 旋转机构 71、72、73、74 加算器
75、76 位置辨别电路 80 位置编码图上的代表部
81 衰减时间较短的闪烁体的编码图
82 衰减时间较长的闪烁体的编码图
83 位置编码图81上的代表部 84 位置编码图82上的代表部
110 闪烁体阵列正面 111 闪烁体阵列背面
112 二级闪烁体检测器 113 铅校准夹具
114 Ri射线源 115 暗箱
116 自然放射线
具体实施方式
(第一实施例)
以下，将本发明的γ射线检测器的第一实施例的构成详细示于图中并加以说明。图1是本发明的具有二级构造的闪烁体阵列的γ射线检测器10的外观图。如图1所示，γ射线检测器10在γ射线入射深度方向上将闪烁体块1分割而配置，即，放射线检测器10是三维配置有闪烁体的作用深度(Depth Of Interaction，DOI)γ射线检测器。本例的DOIγ射线检测器中为二级构造的闪烁体阵列。
本实施例的γ射线检测器10大体上分4个部分构成。第一部分是二维紧密配置有发光脉冲衰减时间较短的闪烁体1SF的闪烁体阵列11F，所述闪烁体1SF是通过适当地夹入反光材料12而划分，且所述闪烁体1SF在X方向上配置有8个，在Y方向上配置有8个，共计64个。第二部分是二维紧密配置有发光脉冲衰减时间较长的闪烁体1SR的闪烁体阵列11R，所述闪烁体1SR是通过适当地夹入反光材料12而划分，且所述闪烁体1SR在X方向上配置有8个，在Y方向上配置有8个，共计64个。此处，所述闪烁体阵列11F以及闪烁体群11R组合而成的便是闪烁体块1。第三部分是光导管(light guide)20，该光导管20的构造为，以光学方式结合于闪烁体块1，且埋设有组合着反光材料13(未图示)的格子框体，并划定有多个小的区。第四部分是分别以光学方式结合于光导管20的4个光电子倍增管31、32、33、34。
此处，作为发光脉冲衰减时间较短的闪烁体1SF，使用Gd2SiO5:Ce1.5mol％(GSO:Ce1.5mol％)、掺杂有Zr的Gd2SiO5:Ce1.5mol％(GSOZ:Ce1.5mol％)、Lu2SiO5:Ce(LSO)、LuYSiO5:Ce(LYSO)、LaBr3:Ce、LaCl3:Ce、LuI:Ce等的无机结晶。另一方面，作为发光脉冲衰减时间较长的闪烁体1SR，使用Gd2SiO5:Ce0.5mol％(GSO:Ce0.5mol％)、掺杂有Zr的Gd2SiO5:Ce0.5mol％(GSOZ:Ce0.5mol％)、Bi4Ge3O12(BGO)、Lu0.4Gd1.6SiO5:Ce(LGSO)等的无机结晶。
表1表示各闪烁体的衰减时间的数据。
[表1]
| 闪烁体 | 衰减时间[ns] | |
| Gd2SiO5:Ce1.5mol％(GSO:Ce1.5mol％) | 40 | |
| 掺杂有Zr的Gd2SiO5:Ce1.5mol％(GSOZ:Ce1.5mol％) | 40 | |
| Lu2SiO5:Ce(LSO) | 40 | |
| LuYSiO5:Ce(LYSO) | 40 | |
| LaBr3:Ce | 27 | |
| LaCl3:Ce | 70 | |
| LuI:Ce | 25 | |
| Gd2SiO5:Ce0.5mol％(GSO:Ce0.5mol％) | 80 | |
| 掺杂有Zr的Gd2SiO5:Ce0.5mol％(GSOZ:Ce0.5mol％) | 80 | |
| Bi4Ge3O12(BGO) | 300 | |
| Lu0.4Gd1.6SiO5:Ce(LGSO) | 43 |
闪烁体块1是将在γ射线入射深度方向(Z方向)上发光脉冲的衰减时间不同的2个闪烁体阵列11F与闪烁体阵列11R以光学方式结合而成的，闪烁体阵列11F二维紧密配置有多个发光脉冲的衰减时间较短的闪烁体1SF，闪烁体阵列11R二维紧密配置有发光脉冲的衰减时间较长的闪烁体1SR。具体来说，闪烁体块1在γ射线入射侧(前段)例如使用Gd2SiO5:Ce1.5mol％(GSO:Ce1.5mol％)来作为发光脉冲的衰减时间较短的闪烁体1SF，而在光导管20侧(后段)例如使用Gd2SiO5:Ce0.5mol％(GSO:Ce0.5mol％)来作为发光脉冲的衰减时间较长的闪烁体1SR。
2个闪烁体阵列11F以及闪烁体阵列11R分别由8根×8根(X方向、Y方向)晶片状的闪烁体构成，由部位而插入或者填充有用以使γ射线入射时产生的光在X方向与Y方向上按比例分配的反光材料12或透光材料(未图示)以及光学粘结剂(未图示)。
光导管20将闪烁体块1的闪烁体11F、11R所产生的光导入到光电子倍增管31～34中，光导管20插入在闪烁体块1与光电子倍增管31～34之间，并分别利用光学粘结剂而彼此光学结合。
在闪烁体阵列11F、11R所产生的光入射到4面的光电子倍增管光电转换膜并被电子放大后，最终转换成电信号(模拟信号)而输出。因此，此光电子倍增管31～34的输出成为γ射线检测器10的输出。
此处，闪烁体块1内的光是通过以光学方式结合的光导管20而导入到光电子倍增管31～34中，此时，调整光导管20中的各反光材料13(未图示)的位置和长度以及角度，以使排列在X方向上的光电子倍增管31(33)与光电子倍增管32(34)的输出比以固定的比例而变化。
此处，在本发明中，以如下方式来决定闪烁体阵列的识别机构所需的参数T1、T2、K。如图2所示，相对于设置在暗箱15内的具有二级构造的闪烁体阵列的γ射线检测器10，从前方由Ri射线源35来照射γ射线，对位置编码图(coding map)与能谱(energy spectrum)进行测定。即，如果将光电子倍增管31的输出设为P1，将光电子倍增管32的输出设为P2，将光电子倍增管33输出设为P3，将光电子倍增管34的输出设为P4，则计算出表示X方向的位置的计算值{(P1+P3)-(P2+P4)}/(P1+P2+P3+P4)。对于Y方向，也以同样的方式计算出表示Y方向的位置的计算值{(P1+P2)-(P3+P4)}/(P1+P2+P3+P4)。
图3是表示γ射线检测器10的位置运算电路的构成的方块图。位置运算电路由加算器71、72、73、74和位置辨别电路75、76而构成。如图3所示，为了对γ射线的X方向的入射位置进行检测，将光电子倍增管31的输出P1与光电子倍增管33的输出P3输入到加算器71中，并且将光电子倍增管32的输出P2与光电子倍增管34的输出P4输入到加算器72中。将两加算器71、72的各加算输出(P1+P3)和(P2+P4)输入到位置辨别电路75中，根据两个加算输出来求出γ射线的X方向的入射位置。同样地，对于γ射线的Y方向的入射位置的检测，也是将各加算输出(P1+P2)和(P3+P4)输入到位置辨别电路76中，根据两加算输出来求出γ射线的Y方向的入射位置。以上述方式计算出的结果按照入射到闪烁体中的γ射线的位置而表示为如图4所示的位置编码图，表示各个位置辨别信息。
另一方面，计算值(P1+P2+P3+P4)表示相对于该事件(event)的能量，是作为能谱而计算。作为一例，在图5中表示相对于位置编码图上的代表部80的能谱。此处，由于两个闪烁体的发光输出的不同，出现了两个能量峰值(energy peak)PF和PR。在本实施例的情况下，PF相当于Gd2SiO5:Ce1.5mol％(GSO:Ce1.5mol％)，PR相当于Gd2SiO5:Ce0.5mol％(GSO:Ce0.5mol％)。
此处说明针对具有二级构造的闪烁体阵列的γ射线检测器10，来决定闪烁体阵列的识别机构所需的参数T1、T2、K的方法。如图6所示，作为γ射线检测器单体的第一检查阶段，将γ射线检测器10设置于暗箱15内，将参数的初始值输入到检查用处理电路16中。在此状态下，从经过铅准直器36校准的Ri射线源35而来的γ射线仅照射到闪烁体阵列11F。此时，根据所输入的参数，在检查用处理电路16内通过判别计算而计算出信号计数N1和信号计数N2，所述信号计数N1被判断为是来自闪烁体阵列11F的信号，所述信号计数N2被判断为是来自闪烁体阵列11R的信号。
接着，如图7所示，在此状态下，从经过铅准直器36校准的Ri射线源35而来的γ射线仅照射到闪烁体阵列11R。此时，根据所输入的参数，在检查用处理电路16内通过判别计算而计算出信号计数N2′和信号计数N1′，所述信号计数N2′被判断为是来自闪烁体阵列11R的信号，所述信号计数N1′被判断为是来自闪烁体阵列11F的信号。
进而，如图8所示，在未使用射线源的状态下，主要对自然放射线17所造成的计数进行计量。在此背景的状态下，在检查用处理电路16内通过判别计算而计算出信号计数N1b和信号计数N2b，所述信号计数N1b被判断为是来自闪烁体阵列11F的信号，所述信号计数N2b被判断为是来自闪烁体阵列11R的信号。
此处，将R1＝(N1-N1b)/(N2-N2b)与R1′＝(N2′-N2b)/(N1′-N1b)定义为第一信号计数比。将R与R′两者的值相等且为最大时的参数T1、T2、K定为最佳值。
接着，如图9所示，作为γ射线检测器单体的第二检查阶段，将γ射线检测器10设置于暗箱15内，将前项所决定的最佳参数T1、T2、K输入到检查用处理电路16中。在此状态下，在相对于γ射线检测器10而只离开距离d的位置上配置Ri射线源35，从γ射线检测器10的前面照射γ射线。此处，距离d是与从PET装置上的中心到γ射线检测器表面为止的距离相等的值。此时，根据所输入的参数，在检查用处理电路16内通过判别计算而计算出信号计数NF和信号计数NR，所述信号计数NF被判断为是来自闪烁体阵列11F的信号，所述信号计数NR被判断为来自闪烁体阵列11R的信号。此处，将R2＝NF/NF定义为第二信号计数比。至此为止是γ射线检测器单体的检查阶段。
接着，如图10所示，作为第三检查阶段，将多个γ射线检测器10按实际的PET装置所构成的数量而搭载到框体(未图示)中。各个γ射线检测器10与装置用处理电路18相连。图10中，仅表示了整周中的1/4的γ射线检测器，但实际上整周都存在着γ射线检测器，且γ射线检测器收纳在适当的暗箱(未图示)中。另外，就框体而言，较理想的是使用实际上构成PET装置的框体，但也可以另行使用检查用的框体。
此时，无论检查阶段中所使用的检查用处理电路16与装置用处理电路18是否以相同的规格而制造，增益放大器等的温度特性等都会稍有不同而产生个体差异，因而前项所决定的最佳参数T1、T2、K未必一致。因此，此处需要重新决定最佳参数，但暂时将前项所决定的最佳参数T1、T2、K作为初始值而输入到装置用处理电路18中。接着，如图10所示，在相对于所有的γ射线检测器10而只离开距离d的PET装置上的中心位置处配置Ri射线源37，从所有的γ射线检测器10的前面照射γ射线。
此时，根据所输入的参数，在装置用处理电路18内通过判别计算而计算出信号计数NF′和信号计数NR′，所述信号计数NF′被判断为是来自闪烁体阵列11F的信号，所述信号计数NR′被判断为是来自闪烁体阵列11R的信号。
此处，将R3＝NF′/NR′定义为第三信号计数比。因此，找出作为前项所求出的第二信号计数比的R2＝NF/NR与作为此次计算出的第三信号计数比的R3＝NF′/NR′变得相等的参数的条件，将该参数定为闪烁体阵列的识别机构所需的参数最佳值T′1、T2′、K′。
如上所述，使用检查阶段中的第二信号计数比数据，以作为PET装置的第三信号计数比变得相等的方式来决定参数的最佳值T′1、T2′、K′，因此能够非常准确地决定参数的最佳值。
(第二实施例)
以下，将本发明的γ射线检测器的第二实施例的构成详细示于图中并加以说明。本实施例用于更严格地决定最佳值的情况。作为闪烁体阵列的识别机构，对在γ射线检测器单体的第一检查阶段中所求出的第一信号计数比即R1＝(N1-N1b)/(N2-N2b)和R1′＝(N2′-N2b)/(N1′-N1b)进行定义，将R与R′两者的值相等且为最大时的参数T1、T2、K定为最佳值，至此为止与第一实施例完全相同(图6～图8)。
接着，如图11所示，作为γ射线检测器单体的第二检查阶段，将γ射线检测器10设置于暗箱15内，将前项所决定的最佳参数T1、T2、K输入到检查用处理电路16中。在此状态下，在相对于γ射线检测器10而只离开距离d的位置上配置Ri射线源35，从γ射线检测器10的前面照射γ射线。此处，距离d是与从PET装置上的中心到γ射线检测器表面为止的距离相等的值。此时，根据所输入的参数，在检查用处理电路16内通过判别计算而计算出信号计数NF和信号计数NR，所述信号计数NF被判断为是来自闪烁体阵列11F的信号，所述信号计数NR被判断为是来自闪烁体阵列11R的信号。此处，将R2＝NF/NF定义为第二信号计数比。
进而，在此状态下，如图12所示，在相对于γ射线检测器10而只离开距离d′的位置上配置Ri射线源35，从γ射线检测器10的后面照射γ射线。此处，距离d′是与随后在PET装置上搭载γ射线检测器时从γ射线检测器10的后面到Ri射线源为止的距离相等的值。此时，根据所输入的参数，在检查用处理电路16内通过判别计算而计算出信号计数NFb和信号计数NRb，所述信号计数NFb被判断为是来自闪烁体阵列11F的信号，所述信号计数NRb被判断为是来自闪烁体阵列11R的信号。此处，将R2b＝NFb/NRb定义为第二信号计数比。至此为止是γ射线检测器单体的检查阶段。
接着，如图13所示，作为第三检查阶段，将多个γ射线检测器10按实际的PET装置所构成的数量而搭载到框体(未图示)中。各个γ射线检测器10与装置用处理电路18相连。图13中，仅表示了整周中的1/4的γ射线检测器，但实际上整周都存在着γ射线检测器，且γ射线检测器收纳在适当的暗箱(未图示)中。另外，就框体而言，较理想的是使用实际上构成PET装置的框体，但也可以另行使用检查用的框体。
此时，无论检查阶段中所使用的检查用处理电路16与装置用处理电路18是否以相同的规格而制造，增益放大器等的温度特性等都会稍有不同而产生个体差异，因而前项所决定的最佳参数T1、T2、K未必一致。因此，此处需要重新决定最佳参数，但暂时将前项所决定的最佳参数T1、T2、K作为初始值而输入到装置用处理电路18中。接着，如图13所示，在相对于所有的γ射线检测器10而只离开距离d的PET装置上的中心位置处配置Ri射线源37，从所有的γ射线检测器10的前面照射γ射线。
此时，根据所输入的参数，在装置用处理电路18内通过判别计算而计算出信号计数NF′和信号计数NR′，所述信号计数NF′被判断为是来自闪烁体阵列11F的信号，所述信号计数NR′被判断为是来自闪烁体阵列11R的信号。此处，将R3＝NF′/NR′定义为第三信号计数比。因此，找出作为前项所求出的第二信号计数比的R2＝NF/NR与作为此次计算出的第三信号计数比的R3＝NF′/NR′变得相等的参数的条件，将该参数定为闪烁体阵列的识别机构所需的参数最佳值T′1、T2′、K′。
进而，如图13所示，在相对于所有的γ射线检测器10而只离开距离d′的PET装置上的位置处配置Ri射线源38(虽然也图示了Ri射线源37，但此时Ri射线源37并不存在)，针对所有的γ射线检测器10，顺次从后面照射γ射线。
此时，根据所输入的参数，在装置用处理电路18内通过判别计算而计算出信号计数NFb′和信号计数NRb′，所述信号计数NFb′被判断为是来自闪烁体阵列11F的信号，所述信号计数NFb′被判断为是来自闪烁体阵列11R的信号。此处，将R3＝NFb′/NRb′定义为第三信号计数比。因此，找出作为前项所求出的第二信号计数比的R2＝NFb/NRb与作为此次计算出的第三信号计数比的R3＝NFb′/NRb′变得相等的参数的条件，将该参数定为闪烁体阵列的识别机构所需的参数最佳值T″1、T2″、K″。
此处，取参数最佳值T1′、T2′、K′与参数最佳值T1″、T2″、K″各自的中间值，从而能够更准确地决定参数的最佳值。
(第三实施例)
以下，将本发明的γ射线检测器的第三实施例的构成详细示于图中并加以说明。作为闪烁体阵列的识别机构，对γ射线检测器单体的第一检查阶段中所求出的第一信号计数比即R1＝(N1-N1b)/(N2-N2b)和R1′＝(N2′-N2b)/(N1′-N1b)进行定义，将R与R′两者的值成为相等且为最大时的参数T1、T2、K定为最佳值，至此为止与第一实施例完全相同(图6～图8)。
接着，如图14所示，作为γ射线检测器单体的第二检查阶段，将γ射线检测器10设置于暗箱15内，将前项所决定的最佳参数T1、T2、K输入到检查用处理电路16中。在此状态下，在相对于γ射线检测器10而只离开距离1的位置上配置Ri射线源35，从γ射线检测器10的侧面照射γ射线。此处，距离1是与从PET装置上的传输用射线源到γ射线检测器表面为止的距离相等的值。此时，根据所输入的参数，在检查用处理电路16内通过判别计算而计算出信号计数NFc和信号计数NRc，所述信号计数NFc被判断为是来自闪烁体阵列11F的信号，所述信号计数NRc被判断为是来自闪烁体阵列11R的信号。此处，将R2＝NFc/NRc定义为第二信号计数比。至此为止是γ射线检测器单体的检查阶段。
接着，如图15所示，作为第三检查阶段，将多个γ射线检测器10按实际的PET装置所构成的数量而搭载到框体(未图示)中。各个γ射线检测器10与装置用处理电路18相连。图15中，仅表示了整周中的1/4的γ射线检测器，但实际上整周都存在着γ射线检测器，且γ射线检测器收纳于适当的暗箱(未图示)中。另外，就框体而言，较理想的是使用实际上构成PET装置的框体，但也可以另行使用检查用的框体。此时，无论检查阶段中所使用的检查用处理电路16与装置用处理电路18是否以相同的规格而制造，增益放大器等的温度特性等都会稍有不同而产生个体差异，因而前项所决定的最佳参数T1、T2、K未必一致。因此，此处需要重新决定最佳参数，但暂时将前项所决定的最佳参数T1、T2、K作为初始值而输入到装置用处理电路18中。
如图15所示，在相对于所有的γ射线检测器10而只离开距离1的位置上配置旋转式传输用射线源39。另外，为了获取吸收校正数据，传输用射线源39与传输用检测器40在PET装置中一般都有配备，因此传输用射线源39可以通过旋转机构42来顺次照射传输用检测器40。传输用射线源39配置于铅箱41内，且具备用于照射γ射线检测器10的开闭式窗口和用于照射传输用检测器40的开闭式窗口。利用该传输用射线源39，可以通过旋转机构42来对所有的γ射线检测器10顺次从侧面照射γ射线。
此时，根据所输入的参数，在装置用处理电路18内通过判别计算而计算出信号计数NFc′和信号计数NRc′，所述信号计数NFc′被判断为是来自闪烁体阵列11F的信号，所述信号计数NRc′被判断为是来自闪烁体阵列11R的信号。此处，将R3＝NFc′/NRc′定义为第三信号计数比。因此，找出作为前项所求出的第二信号计数比的R2＝NFc/NRc与作为此次计算出的第三信号计数比的R3＝NFc′/NRc′变得相等的参数的条件，将该参数定为闪烁体阵列的识别机构所需的参数最佳值T′1、T2′、K′。
本发明可提供一种核医学诊断装置，其通过采用如上所述的方法，无须使用特别的外部射线源便能准确且简便地决定参数的最佳值，因此可保持高画质，从而通过简便的作业便能达成高画质。而且，在将γ射线检测器搭载到实际的PET装置中后，不需要与PET装置相符的大规模的铅校准夹具，作业变得非常简便。
本发明并不限于所述实施形态，可按照下述方式来变形实施。
在上述实施例中，是以PET装置为例进行了说明，但只要本发明是对从投予了放射性药剂的被检测体发出的放射线进行同时计数而进行核医学诊断的核医学装置，则可以不限定于PET装置地加以应用。
上述实施例中，也可应用于像具备PET装置和X射线CT装置的PET-CT那样，将核医学诊断装置与X射线CT装置组合而成的装置中。
上述实施例中，说明了闪烁体块1是将闪烁体阵列11F和闪烁体阵列11R这两层(个)组合而成，但也可以是两层(个)以外的多层(个)。而且，说明了各闪烁体中所具备的闪烁体阵列11F、11R的数量为8根×8根，但也可以是具备8根×8根以外的多根。
上述实施例中，说明了受光元件是光电子倍增管31～34，但也可以使用除此以外的受光元件，例如也可以使用光电二极管(photodiode)或者雪崩式光电二极管(avalanche photodiode)等。
产业适用性
如上所述，本发明适用于医疗用或产业用的放射线摄影装置。
Claims (4)
1.一种核医学诊断装置，其特征在于包括：
多个γ射线检测器，由闪烁体块、受光元件和A/D转换器而构成，所述闪烁体块是将发光脉冲的衰减时间彼此不同的多个闪烁体阵列在γ射线入射深度方向上以光学结合配置而成，所述受光元件将所述闪烁体块发出的发光脉冲转换成电信号，所述A/D转换器将从所述受光元件输出的电信号即模拟信号转换成数字信号；
装置用处理电路，根据来自所述γ射线检测器的数字信号而计算出信号计数比；
框体，用于搭载所述多个γ射线检测器；
识别用参数决定机构，在未将所述多个γ射线检测器分别搭载于所述框体中而是将这些γ射线检测器连接到不同于所述装置用处理电路的检查用处理电路的状态下，根据将γ射线照射到各个所述闪烁体阵列时所获得的所述数字信号来计算出第一信号计数比，并通过将γ射线照射到所述闪烁体块来进行测定而求出第二信号计数比，并且，在将所述多个γ射线检测器分别搭载于所述框体中并将这些γ射线检测器连接到所述装置用处理电路的状态下，通过将γ射线照射到所述γ射线检测器所分别具有的所述闪烁体块并进行测定而求出第三信号计数比，再根据所述第一信号计数比、所述第二信号计数比和所述第三信号计数比来决定识别用参数；以及
识别机构，根据所述识别用参数来识别测定对象的γ射线入射到了所述多个γ射线检测器所分别具有的哪一个所述闪烁体阵列。
2.根据权利要求1所述的核医学诊断装置，其特征在于：
所述第二信号计数比和所述第三信号计数比是通过从所述闪烁体块的前面或后面照射γ射线并进行测定而求出。
3.根据权利要求1所述的核医学诊断装置，其特征在于：
所述第二信号计数比和所述第三信号计数比是通过从所述闪烁体块的侧面来照射γ射线并进行测定而求出。
4.根据权利要求3所述的核医学诊断装置，其特征在于：
用于求出所述第三信号计数比的γ射线的照射是利用传输用射线源来进行。
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Cited By (7)
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|---|---|---|---|---|
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Cited By (12)
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