CN101479625B - 核医学诊断装置 - Google Patents
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Abstract
本发明的核医学诊断装置向被检测体同时投予使用了放出单光子的核素的第一药剂和使用了放出正电子的核素的第二药剂，并对各药剂的蓄积分布进行观测。设置多个呈环状设置成一周的γ射线检测器、以及准直器，准直器覆盖若干个γ射线检测器且沿着γ射线检测器的前面而旋转。而且，设置能量辨别机构，其将由所有的γ射线检测器所检测出的信号辨别为具有单光子γ射线的能量的第一信号和具有正电子的湮没γ射线的能量的第二信号。进而，根据第一信号中的与被旋转中的准直器所覆盖的γ射线检测器相对应的信号，来指定第一药剂的蓄积位置。又，通过同时计量机构，根据第二信号而求出大致同时观察到的信号和检测器上的位置，从而指定第二药剂的蓄积位置。
Description
技术领域
本发明涉及一种核医学诊断装置(ECT装置)的技术，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被检测体的目标部位上的单光子(single photon)放射性同位素(radioisotope，RI)或正电子(positron)放射性同位素放出的一条γ射线或者一对γ射线，以获得目标部位的断层图像。
背景技术
作为上述核医学诊断装置，即ECT(Emission Computed Tomography)装置，一般已知有单光子发射型计算机断层成像(Single Photon EmissionComputed Tomography，SPECT)装置和正电子发射断层显像(PositronEmission Tomography，PET)装置。
SPECT装置是对被检测体投予包含单光子放射性同位素的放射性药剂，并利用γ射线检测器对由核素(nuclide)放出的γ射线进行检测。由利用SPECT装置进行检查时经常使用的单光子放射性同位素所放出的γ射线的能量为数百keV左右。当使用SPECT装置时，由于放出的是单一的γ射线，因此无法获得入射到γ射线检测器中的角度。因此，通过使用准直器仅对从特定角度入射的γ射线进行检测而获得角度信息。SPECT装置的检查方法如下：对被检测体投予放射性药剂，对由放射性药剂所产生的γ射线进行检测，从而指定出放射性药剂消耗得较多的部位(例如癌细胞所存在的部位)，所述放射性药剂包含具有会蓄积在特定的肿瘤或分子上的性质的物质以及单光子放射性同位素Tc-99m、Ga-67、T1-201等。所获得的数据通过滤波反投影(Filtered backprojection)等的方法而转换成各体元(voxel)的数据。SPECT装置中所使用的Tc-99m、Ga-67、T1-201的半衰期比PET装置中所使用的放射性同位素的半衰期长6小时至3天。
另一方面，PET装置是对被检测体投予包含正电子放射性同位素的放射性药剂，并利用γ射线检测器对由核素放出的正电子所产生的湮没γ射线进行检测。理论上正电子会与附近的细胞的电子相结合而湮没，因此，由利用PET装置进行检查时使用的正电子放射性同位素所放出的正电子产生的湮没γ射线的能量固定为511keV。而且，正电子产生的湮没γ射线会放射出一对γ射线。PET装置的检查方法如下：对被检测体投予放射性药剂以及正电子放射性同位素0-15、N-13、C-11、F-18等，对由放射性药剂所产生
的γ射线进行检测，从而指定出放射性药剂消耗得较多的部位(例如，癌细胞所存在的部位，所述放射性药剂包含具有会蓄积在体内的特定细胞上的性质的物质。作为放射性药剂的一例，有氟脱氧葡萄糖(fluorodeoxyglucose)(2-[F-18]fluoro-2-deoxy-D-glucose，FDG)。FDG会通过糖代谢而高度蓄积在肿瘤组织上，因此用于肿瘤部位的指定。由蓄积在特定部位上的放射性药剂中所含的正电子放出核素所放出的正电子与附近的细胞的电子相结合而湮没，并放射出具有511keV的能量的一对γ射线。这些γ射线向彼此大致完全相反的方向(180°±0.6°)而放射出。如果利用γ射线检测器来检测这一对γ射线，就可获知正电子是在连接哪两个γ射线检测器之间放出的。通过对这些多数γ射线进行检测，就可获知放射性药剂消耗得较多的部位。例如，FDG如上所述会蓄积在糖代谢激烈的癌细胞处，因此可以通过PET装置来发现癌病灶(cancer lesion)。另外，所获得的数据通过如上所示的滤波反投影方法而转换成各体元的放射线产生密度，从而有利于将γ射线的产生位置(放射线核素所蓄积的位置，即癌细胞的位置)图像化。PET装置中所使用的0-15、N-13、C-11、F-18是2分钟至110分钟的短半衰期的放射性同位素。
而且，在利用PET装置进行检查时，正电子湮没时所产生的γ射线会在被检测体的体内衰减，因此须获取用于吸收校正的吸收校正数据，并使用该吸收校正数据来进行校正。吸收校正数据是如下所述的数据，即：例如使用Cs-137来作为外部射线源，将来自外部射线源的γ射线照射到被检测体并测定出透射强度，由此通过计算而求出γ射线在体内的衰减率的数据。使用所获得的吸收校正数据来估计γ射线在体内的衰减率，并对通过来自FDG的发射(emission)而获得的数据进行校正，由此能够获得更高精度的PET图像。
然而，现有的核医学诊断装置中存在如下问题。即，为了进一步提高诊断精度，需要对被检测体同时投予使用了放出单光子的核素的药剂和使用了放出正电子的核素的药剂等的不同的药剂，但在此情况下无法同时对这些药剂进行检测并拍摄。而且，所述SPECT装置与PET装置是相互独立地存在着，因而将这些SPECT装置和PET装置对接(docking)起来的装置的价格非常高昂。
发明内容
本发明是有鉴于上述的情况而研发的，目的在于提供一种核医学诊断装置，虽需要对被检测体同时投予使用了放出单光子的核素的药剂和使用了放出正电子的核素的药剂等的不同的药剂，但在此情况下能同时对这些药剂进行检测并拍摄。
为了解决所述的问题，本发明具有以下的特征性的机构。
即，技术方案1的所述的发明是一种核医学诊断装置，其特征在于包括：多个γ射线检测器，呈环状设置成一周，且将所入射的γ射线转换成电信号；准直器，沿着一部分的所述多个γ射线检测器的前面而可旋转地配置着，并且将单光子的一部分予以屏蔽；准直器位置检测机构，对所述准直器的位置进行检测；同时计量机构，将从所述多个γ射线检测器大致同时输出的电信号作为同时计量信号而输出；能量辨别机构，用于将从所述多个γ射线检测器输出的各个电信号辨别为第一信号与第二信号，所述第一信号是由蓄积在被检测体内的第一药剂放出的单光子所引起，所述第二信号是由蓄积在被检测体内的第二药剂放出的正电子所引起；第一位置指定机构，根据所述第一信号以及所述准直器的位置，来指定蓄积在所述被检测体内的第一药剂的位置；以及第二位置指定机构，根据所述同时计量信号以及所述第二信号，来指定蓄积在被检测体内的第二药剂的位置，通过具有上述的各部分，从而同时指定所述第一药剂以及第二药剂的位置，所述准直器为一维准直器，并且更具有配置在所述多个γ射线检测器的前面的受体(captor)。
而且，技术方案2所述的发明是如技术方案1所述的核医学诊断装置，其特征在于：所述能量辨别机构更具有散射射线去除机构，所述散射射线去除机构通过从所述第一信号中将由两处的γ射线检测器大致同时计量出的信号予以去除，从而降低以正电子作为产生源的湮没γ射线的散射射线所造成的影响，所述正电子是从蓄积在所述被检测体内的第二药剂放出。
[发明效果]
根据本发明的核医学诊断装置，即使在为了进一步提高诊断精度而对被检测体同时投予使用了放出单光子的核素的药剂和使用了放出正电子的核素的药剂等的不同的药剂的情况下，也能够同时对这些药剂进行检测并拍摄。
而且，由于实现了具有SPECT功能和PET功能的检测器的共用化，因此能够以合理(reasonable)的价格来提供检测器。
而且，仅使准直器旋转即可，而无须使γ射线检测器移动。其结果，可抑制因振动等而产生噪声信号。
而且，如果在检测器的前面设置受体，则可以使准直器为一维的。因此，可以使旋转的准直器轻量化，从而可以用更小型的驱动机构来使准直器旋转。
而且，当正电子的湮没γ射线通过康普顿散射(Compton scattering)而作为与单光子同等能量的γ射线而入射到γ射线检测器中时，通过能量辨别机构而辨别为由单光子所引起的电信号。然而，由于康普顿散射后的湮没γ射线放射出了一对，因此通过将同时计量出的信号予以去除，可获得散射射线的影响得到了降低的高画质图像。
进而，通过对药剂中所含的核素的种类进行推断，可对例如氟脱氧葡萄糖(2-[F-18]fluoro-2-deoxy-D-glucose，FDG)放射性药剂所蓄积的癌细胞的存在部位进行指定，且进而可对除了包含单光子放射性同位素的放射性药剂所蓄积的部位以外的疾病部位等进行指定。
附图说明
图1是本发明第一实施例的核医学诊断装置的横截面图。
图2是本发明第一实施例的核医学诊断装置的正面截面图。
图3是从本发明的γ射线检测器的X方向观察到的外观图。
图4是从本发明的γ射线检测器的Y方向观察到的外观图。
图5是表示本发明的γ射线检测器的位置运算电路的一例的图。
图6是表示本发明的γ射线检测器的能谱的图。
图7是说明本发明的辨别功能的方框图。
图8是说明本发明的γ射线检测器的能谱和能量窗的图。
图9是说明本发明的γ射线检测器的能谱和能量窗的图。
图10是本发明第二实施例的核医学诊断装置的横截面图。
图11是本发明第二实施例的核医学诊断装置的正面截面图。
1： 核医学诊断装置
2： 被检测体
3、3A、3B： γ射线检测器
4： 二维准直器
5： 支撑构件
6： 轴承
7： 床
8： 床的座架
9： 检测器保持部
10： 座架
11： 使用了放出单光子的核素的药剂的蓄积部位
12、12A、12B： 单光子γ射线
21： 使用了放出正电子的核素的药剂的蓄积部位
22、22A、22B、22C： 湮没γ射线
22D： 康普顿散射射线
23： 受体
24： 一维准直器
40： γ射线检测器模块
41、51： 闪烁体
42、52： 闪烁体群
43、53： 反光材料
44、45、54、55： 耦合粘结剂
46、56： 光导管
47、57： 反光材料
61、62、63、64： 光电子倍增管
71、72、73、74： 加算器
75： 位置辨别电路
76： 位置辨别电路
81： 能量辨别机构
82： 第一位置指定机构
83： 第二位置指定机构
821： 检测器选择机构
822： 散射射线去除机构
823、831： 同时计量机构
S1、S1A、S1B、S1AB、S2、S1n、S2n、Sn：信号
S1n： 第一信号
S2n： 第二信号
具体实施方式
(实施例1)
以下，将本发明的核医学诊断装置的第一实施例的构成示于图中并加以详细说明。图1表示了本发明的核医学诊断装置1的横向截面。设想以下情况：为了进一步提高诊断精度，向躺在床7上的被检测体2同时投予使用了放出单光子的核素的药剂和使用了放出正电子的核素的药剂等的不同的药剂。
图1表示了在被检测体2的体内存在着使用了放出单光子的核素的药剂的蓄积部位11以及使用了放出正电子的核素的药剂的蓄积部位21。
本实施例中，假设第一药剂包含放出单光子的Tc-99m所形成的核素而进行说明。此核素的γ射线的能量为141keV，半衰期为6小时。
另一方面，假设第二药剂包含放出正电子的氟脱氧葡萄糖(2-[F-18]fluoro-2-deoxy-D-glucose，FDG)所形成的核素而进行说明。此核素会放出正电子，因此会与附近的细胞的电子相结合而湮没，并放射出具有511keV的能量的一对γ射线。而且半衰期为110分钟。
本发明的核医学诊断装置对在被检测体内所蓄积的这些药剂的位置同时进行拍摄，并图像化且进行指定。而且，在本实施例中，对使用了放出单光子的核素的药剂和使用了放出正电子的核素的药剂进行检测的γ射线检测器3是共用的。
如上所述，为了对单光子γ射线12进行检测，需要二维准直器4。图1的实施例的情况下，二维准直器4利用存在于整个周边的环状的支撑构件5而结合着。支撑构件5由配置在座架10上的轴承6来引导，并可利用来自外部的驱动机构(未图示)而旋转。此处，二维准直器4由屏蔽材料呈格子状二维地组合而成。
而且，γ射线检测器3由γ射线检测器模块40而构成，γ射线检测器3相对于规定断层面而呈环状设置成一周，并沿着被检测体2的体轴方向而层叠配置有多层。
另一方面，图2表示了本发明的核医学诊断装置1的正面方向的截面。二维准直器4沿着γ射线检测器3的前面而可旋转地配置着，所述γ射线检测器3相对于规定断层面而呈环状设置成一周。而且，二维准直器4仅存在于整个周边内的一部分上，且相向地配置着。本实施例中，是在相向的位置上配置着二维准直器，但是未必需要使二维准直器相向。
二维准直器4是为了对单光子γ射线12进行检测而不可欠缺的部分。即，在二维准直器4旋转的过程中，使位于与γ射线检测器3重叠的瞬间的区域中的γ射线检测器3A和二维准直器4一起发挥功能，由此进行单光子γ射线12的检测，所述γ射线检测器3相对于规定断层面而呈环状设置成一周。而且，所有的γ射线检测器3进行以正电子作为产生源的湮没γ射线22的检测。另外，作为二维准直器4的屏蔽材料的材质，一般使用铅、钨、钨合金、钼、钽等重金属。
此处，构成γ射线检测器3的γ射线检测器模块40是由闪烁体、光导管以及光电子倍增管而构成，其中，所述闪烁体在入射有从被检测体内的放射性药剂放出的γ射线时会发光，所述光导管用于进行位置辨别，所述光电子倍增管将所述闪烁体的发光转换成脉冲状的电信号。为了对γ射线
检测器模块40更详细地进行说明，在图3、图4中表示一例。
图3是从Y方向观察γ射线检测器模块40的X方向的外观图(侧面图)，图4是从X方向观察γ射线检测器模块40的Y方向的外观图(正面图)。γ射线检测器3由闪烁体群42(52)、光导管46(56)以及4个光电子倍增管61、62、63、64而构成，其中，所述闪烁体群42(52)二维紧密配置有闪烁体41(51)，所述闪烁体41(51)是通过适当地夹入反光材料43以及53而划分，且所述闪烁体41(51)在X方向上配置有9个，在Y方向上配置有10个，共计90个，所述光导管46(56)以光学方式结合于此闪烁体群42(52)，且埋设有组合着反光材料47及57的格子框体，并划定有多个小的区，所述4个光电子倍增管61、62、63、64以光学方式结合于此光导管46(56)。另外，本图3中图示了光电子倍增管61和光电子倍增管62，图4中图示了光电子倍增管61和光电子倍增管63。此处，作为闪烁体41(51)，使用Gd2SiO5:Ce、掺杂有Zr的Gd2SiO5:Ce、Lu2SiO5:Ce、LuYSiO5:Ce、LaBr3:Ce、LaCl3:Ce、LuI:Ce、Bi4Ge3O12、Lu0.4Gd1.6SiO5:Ce等的无机结晶。
如图3所示，当γ射线入射到排列在X方向上的9个闪烁体41(在X方向上，各闪烁体41间全部插设着反光材料43)中时转换成可见光。此光通过以光学方式结合的光导管46而被导向光电子倍增管61～64，此时，对光导管46中的各个反光材料47的位置和长度以及角度进行调整，以使排列在X方向上的光电子倍增管61(63)与光电子倍增管62(64)的输出比按固定的比例而变化。
更具体而言，如果将光电子倍增管61的输出设为P1，将光电子倍增管62的输出设为P2，将光电子倍增管63的输出设为P3，将光电子倍增管64的输出设为P4，则对反光材料47的位置和长度进行设定，以使表示X方向的位置的计算值{(P1+P3)-(P2+P4)}/(P1+P2+P3+P4)根据各闪烁体41的位置而按固定的比例来变化。
另一方面，如图4所示，排列在Y方向上的10个闪烁体51(中心的4个闪烁体51各自之间不插设反光材料53，而在除此以外的各闪烁体51之间插设有反光材料53)的情况也同样，使光通过以光学方式结合的光导管56而被导向光电子倍增管61～64。即，对光导管56中的各个反光材料57的位置和长度进行设定，而且在倾斜的情况下对角度进行调整，以使排列在Y方向上的光电子倍增管61(62)与光电子倍增管63(64)的输出比按固定的比例而变化。
即，对反光材料57的位置和长度进行设定，以使表示Y方向的位置的计算值{(P1+P2)-(P3+P4)}/(P1+P2+P3+P4)根据各闪烁体51的位置而按固定的比例来变化。
此处，各闪烁体41(51)之间的反光材料43(53)及光导管46(56)
的反光材料47(57)，可以使用主要以聚酯膜为基材的氧化硅和氧化钛的多层膜，因为此多层膜的反射效率非常高，所以用作光的反射元件，但严格地说，会根据光的入射角度而产生透射成分，也要将此透射成分计算在内，来决定反光材料43(53)及反光材料47(57)的形状及配置。
另外，闪烁体群42(52)利用耦合粘结剂44(54)而与光导管46(56)相粘结，光导管46(56)利用耦合粘结剂45(55)而与光电子倍增管61～64相粘结。而且，不与各闪烁体41(51)相向的外周表面，除了与光电子倍增管61～64侧的光学结合面以外，均由反光材料所覆盖着。作为此时的反光材料，主要使用的是氟树脂胶带。
图5是表示γ射线检测器的位置运算电路的构成的方框图。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5所示，为了对伽马射线在X方向上的入射位置进行检测，将光电子倍增管61的输出P1和光电子倍增管63的输出P3输入到加算器71中，并且将光电子倍增管62的输出P2和光电子倍增管64的输出P4输入到加算器72中。将两个加算器71、72的各个加算输出(P1+P3)和(P2+P4)输入到位置辨别电路75中，并且根据两个加算输出来求出伽马射线在X方向上的入射位置。同样地，为了对伽马射线在Y方向上的入射位置进行检测，将光电子倍增管61的输出P1和光电子倍增管62的输出P2输入到加算器73中，并且将光电子倍增管63的输出P3和光电子倍增管64的输出P4输入到加算器74中。将两个加算器73、74的各个加算输出(P1+P2)和(P3+P4)输入到位置辨别电路76中，并且根据两个加算输出来求出伽马射线在Y方向上的入射位置。进而，计算值(P1+P2+P3+P4)表示相对于该事件(event)的能量，且显示为如图6所示的能谱(energy spectrum)。
其次，参照图7～图9，就用于对正电子产生的湮没γ射线以及单光子γ射线进行检测的构成加以详细说明。
图7是表示用于对正电子产生的湮没γ射线以及单光子γ射线进行检测的概略的方框图。此处，假设装置中搭载着N个γ射线检测器3。从所有的γ射线检测器3输出的电信号Sn(n＝1、2、...N)被输入到能量辨别机构81中。如图8所示，能量辨别机构81在能谱图上以141keV为中心而设置能量窗(例如±100keV)，将进入其中的信号作为第一信号S1n而输出，并且如图9所示，在能谱图上以511keV为中心而设置能量窗(例如±100keV)，将进入其中的信号作为第二信号S2n而输出。
从能量辨别机构81输出的第一信号S1n被输入到第一位置指定机构82。第一位置指定机构82输出用以指定第一药剂的位置的信号S1。如图1以及图2所示，为了指定第一药剂的位置，必须将穿过旋转中的二维准直器4并到达γ射线检测器3A的单光子γ射线12A作为单光子γ射线来进行
检测。
此处，利用未图示的准直器位置检测机构，来依次检测二维准直器4的位置。因此，设置检测器选择机构821。检测器选择机构821根据从能量辨别机构输出的第一信号S1n，分成来自与二维准直器4重叠的γ射线检测器3A的信号S1A和来自不与二维准直器4重叠的γ射线检测器3B的信号S1B并加以输出。一边使准直器4旋转，一边进行信号S1A的计数，由此可以准确地指定第一药剂的蓄积部位11。
然而，如图2所示，以第二药剂的蓄积部位21作为起点的湮没γ射线22内，概略地存在康普顿散射射线22D，该康普顿散射射线22D像湮没γ射线22C一样在被检测体2内引起康普顿散射而改变行走路径后能量降低而被放出。此康普顿散射射线22D例如具有141keV左右的能量，其穿过旋转中的二维准直器4后会到达γ射线检测器3A，此时会导致将第二药剂的蓄积部位21误认为第一药剂的蓄积部位。为了解决这个问题，较理想的是在第一位置指定机构82中设置散射射线去除机构822。
散射射线去除机构822将所述信号S1A以及S1B作为输入，利用同时计量机构823检测出进入时窗(time window)(例如6ns以内)的信号S1AB，并将信号S1AB从信号S1A中去除。通过此种处理，可以消除因康普顿散射而降低了能量的湮没γ射线所造成的影响。
另一方面，从能量辨别机构81输出的第二信号S2n被输入到第二位置指定机构83中。第二位置指定机构83具有对第二药剂的位置进行指定的功能。
第二位置指定机构83对由同时计量机构831在两处同时计量出的信号S2进行提取。同时计量机构831将进入时窗(例如6ns以内)的信号作为湮没γ射线的信号S2而提取。根据观测到此信号的2点的位置，可以指定第二药剂的位置。
这样，通过能量辨别机构81，从由所有的γ射线检测器所输出的信号Sn中提取具有规定能量的信号S1n、S2n，而且，通过湮没γ射线检测机构83所具有的同时计量机构831，可以仅提取大致呈180°相向且成对放射的湮没γ射线的相关信号。
此处也可以认为是应入射到γ射线检测器3A中的湮没γ射线22的一部分被二维准直器4所屏蔽。然而，湮没γ射线22的能量相对较511 keV还大，因此可以穿过二维准直器4。然而，根据准直器4的材质，而有概率地屏蔽固定量的湮没γ射线22B。
如上所述，本发明的核医学诊断装置可以对蓄积在被检测体内的这些药剂的位置同时进行拍摄，并图像化而进行指定。而且，在本发明中，对使用了放出单光子的核素的药剂和使用了放出正电子的核素的药剂进行检测
的γ射线检测器3可以是共用的。
(实施例2)
其次，对本发明的核医学诊断装置的第二实施例进行说明。
图10表示了本发明的核医学诊断装置1的横向截面。与第一实施例同样，设想以下情况：为了进一步提高诊断精度，向躺在床7上的被检测体2同时投予使用了放出单光子的核素的药剂和使用了放出正电子的核素的药剂等的不同的药剂。
图10中表示了在被检测体2的体内存在着使用了放出单光子的核素的药剂的蓄积部位11以及使用了放出正电子的核素的药剂的蓄积部位21。
如上所述，为了对单光子γ射线12进行检测，需要二维准直器。图10的第二实施例的情况下，在γ射线检测器3的前面，遍及整个周边而配置着受体23，在正电子的检测时进行二维收集。另一方面，一维准直器24利用存在于整个周边的环状的支撑构件5而结合着，支撑构件5由配置在座架10上的轴承6而受到引导，且可利用来自外部的驱动机构(未图示)而旋转。一维准直器24在一个方向上排列有屏蔽材料。即，组合着这些受体23和一维准直器24的部分形成二维准直器。
另外，γ射线检测器3由γ射线检测器模块40构成，相对于规定断层面而呈环状设置成一周，且沿着被检测体2的体轴方向而层叠配置有多层。
另一方面，图11表示了本发明的核医学诊断装置1的正面方向的截面。图11的一维准直器24可沿着γ射线检测器3的前面而旋转，所述γ射线检测器3相对于规定断层面而呈环状设置成一周，一维准直器24仅存在于整个周边内的一部分上，作为一例，一维准直器24相向配置着。由受体23和一维准直器24而形成二维准直器，对单光子γ射线12进行检测。即，在一维准直器24旋转的过程中，使位于与γ射线检测器3重叠的瞬间的区域中的γ射线检测器3A可和受体23以及一维准直器24一起发挥作用，由此进行单光子γ射线12的检测，所述γ射线检测器3相对于规定断层面而呈环状设置成一周。而且，所有的γ射线检测器3进行以正电子作为产生源的湮没γ射线22的检测。
此处，构成γ射线检测器3的γ射线检测器模块40由闪烁体、光导管以及光电子倍增管而构成，其中，所述闪烁体在入射有从被检测体内的放射性药剂放出的γ射线时会发光，所述光导管用于进行位置辨别，所述光电子倍增管将所述闪烁体的发光转换成脉冲状的电信号，详细情况与第一实施例相同。
其次，为了对药剂的蓄积部位进行检测，需要将湮没γ射线和单光子γ射线完全辨别开来检测，此详细情况也与第一实施例完全相同。
产业适用性
本发明的核医学诊断装置适用于如下所述的核医学诊断装置(ECT装置)，此核医学诊断装置用于同时计量由蓄积在被检测体内的单光子放射性同位素(radioisotope，RI)或正电子放射性同位素放出的一条γ射线或者一对γ射线，以获得目标部位的断层图像。
Claims (2)
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，呈环状设置成一周，且将所入射的γ射线转换成电信号；
准直器，沿着一部分的所述多个γ射线检测器的前面而可旋转地配置，并且将单光子的一部分予以屏蔽；
准直器位置检测机构，对所述准直器的位置进行检测；
同时计量机构，将从所述多个γ射线检测器大致同时输出的电信号作为同时计量信号而输出；
能量辨别机构，用于将从所述多个γ射线检测器输出的各个电信号辨别为第一信号与第二信号，所述第一信号是由蓄积在被检测体内的第一药剂放出的单光子所引起，所述第二信号是由蓄积在被检测体内的第二药剂放出的正电子所引起；
第一位置指定机构，根据所述第一信号以及所述准直器的位置，来指定蓄积在所述被检测体内的第一药剂的位置；以及
第二位置指定机构，根据所述同时计量信号以及所述第二信号，来指定蓄积在被检测体内的第二药剂的位置，
通过具有上述的各部分，从而同时指定所述第一药剂以及第二药剂的位置，
所述准直器为一维准直器，并且更具有配置在所述多个γ射线检测器的前面的受体。
2.根据权利要求1所述的核医学诊断装置，其特征在于：所述能量辨别机构更具有散射射线去除机构，所述散射射线去除机构通过从所述第一信号中将由两处的γ射线检测器大致同时计量出的信号予以去除，从而降低以正电子作为产生源的湮没γ射线的散射射线所造成的影响，所述正电子是从蓄积在所述被检测体内的第二药剂放出。
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