CN108152849A - 放射线检测装置 - Google Patents

放射线检测装置 Download PDF

Info

Publication number
CN108152849A
CN108152849A CN201710840571.XA CN201710840571A CN108152849A CN 108152849 A CN108152849 A CN 108152849A CN 201710840571 A CN201710840571 A CN 201710840571A CN 108152849 A CN108152849 A CN 108152849A
Authority
CN
China
Prior art keywords
value
scintillator
energy
detecting apparatus
radiation detecting
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Granted
Application number
CN201710840571.XA
Other languages
English (en)
Other versions
CN108152849B (zh
Inventor
津田伦明
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Shimadzu Corp
Original Assignee
Shimadzu Corp
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Shimadzu Corp filed Critical Shimadzu Corp
Publication of CN108152849A publication Critical patent/CN108152849A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN108152849B publication Critical patent/CN108152849B/zh
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/24—Measuring radiation intensity with semiconductor detectors
    • G01T1/248—Silicon photomultipliers [SiPM], e.g. an avalanche photodiode [APD] array on a common Si substrate
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/03—Computed tomography [CT]
    • A61B6/037—Emission tomography
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/20—Measuring radiation intensity with scintillation detectors
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/24—Measuring radiation intensity with semiconductor detectors
    • G01T1/249—Measuring radiation intensity with semiconductor detectors specially adapted for use in SPECT or PET
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/29—Measurement performed on radiation beams, e.g. position or section of the beam; Measurement of spatial distribution of radiation
    • G01T1/2914—Measurement of spatial distribution of radiation
    • G01T1/2985—In depth localisation, e.g. using positron emitters; Tomographic imaging (longitudinal and transverse section imaging; apparatus for radiation diagnosis sequentially in different planes, steroscopic radiation diagnosis)
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/36—Measuring spectral distribution of X-rays or of nuclear radiation spectrometry
    • G01T1/362—Measuring spectral distribution of X-rays or of nuclear radiation spectrometry with scintillation detectors
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/42—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/4208—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector
    • A61B6/4258—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector for detecting non x-ray radiation, e.g. gamma radiation

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Microelectronics & Electronic Packaging (AREA)
  • Measurement Of Radiation (AREA)
  • Nuclear Medicine (AREA)

Abstract

本发明提供一种放射线检测装置。该放射线检测装置具备：闪烁体群，其包括多个闪烁体；光检测部，其按每个闪烁体设置，用于检测闪烁光；以及控制部，其根据放射线所具有的能量的值和基于所获取到的检测信号得到的直方图中包含的多个特征部分来校正检测信号。

Description

放射线检测装置
技术领域
本发明涉及一种放射线检测装置，特别是涉及一种具备闪烁体的放射线检测装置。
背景技术
以往，已知一种具备闪烁体的放射线检测装置。这种放射线检测装置例如在日本特开2012-189583号公报中被公开。
在日本特开2012-189583号公报中公开了一种正电子发射计算机断层摄像装置(放射线检测装置)，该正电子发射计算机断层摄像装置具备：闪烁体阵列，其具有多个闪烁体；多个光检测部，其检测通过对闪烁体入射伽马射线而生成的闪烁光；以及光导件，其通过使闪烁光(荧光)扩散来使闪烁光入射到一个或多个光检测部。
然而，在日本特开2012-189583号公报的正电子发射计算机断层摄像装置(放射线检测装置)中，由于由光导件引起的扩散，导致扩散后的闪烁光产生光程的偏差，因此到达光检测部所需的时间产生偏差。因此，存在以下缺陷：难以准确地获取伽马射线入射的时间。另外，关于用多个光检测部检测的信号值，仅知晓合计信号值，难以获取各个光检测部发生了何种程度的由饱和导致的漏检测的饱和程度。因此，存在以下缺陷：仅根据将各个信号相加得到的合计值难以高精度地校正由各个光检测部获取到的能量。另外，基于闪烁光的能量对多个光检测部的分配来估计伽马射线所入射的闪烁体(位置)。然而，闪烁光的能量对光检测部的分配还取决于闪烁体与光检测部之间的距离(位置关系)，但由于不考虑距离的效果就根据由各个光检测部获取到的能量的反比(重心位置)来估计入射位置，因此未必能够获取准确的位置。除此以外，存在以下缺陷：由于基于未能高精度地校正饱和程度的能量来推测入射位置，因此难以确定伽马射线所入射的闪烁体(位置)。另外，存在以下缺陷：由于伽马射线的入射位置的不确定性，也难以高精度地获取伽马射线入射的时间。这些缺陷的结果是存在以下问题：难以高精度地获取伽马射线入射的时间、位置以及由伽马射线产生的能量。
发明内容
本发明是为了解决上述那样的问题而完成的，本发明的一个目的在于提供一种能够高精度地获取伽马射线入射的时间、位置以及由伽马射线产生的能量的放射线检测装置。
为了实现上述目的，本发明的一个方面的放射线检测装置具备：闪烁体群，其包括基于具有规定能量的放射线的接收来发射多束闪烁光的多个闪烁体；多个光检测部，其包括基于闪烁光的入射来输出检测信号的多个光电转换元件；以及控制部，其获取由光检测部输出的检测信号，其中，光检测部按每个闪烁体设置，使得检测从一个闪烁体产生的闪烁光，控制部构成为根据放射线所具有的能量的值和基于所获取到的检测信号得到的直方图中包含的多个特征部分来校正检测信号。
在本发明的一个方面所涉及的放射线检测装置中，如上所述那样按每个闪烁体设置光检测部，使得检测从一个闪烁体产生的闪烁光。另外，将控制部构成为根据基于所获取到的检测信号得到的直方图中包含的多个特征部分来校正检测信号。由此，光检测部检测从一个闪烁体产生的闪烁光，因此能够准确地获取向哪个闪烁体入射了伽马射线。另外，通过使闪烁光入射到一个光检测部来抑制产生闪烁光的路径的偏差，因此能够高精度地获取伽马射线入射的时间。另外，通过根据放射线所具有的能量的值和基于所获取到的检测信号得到的直方图中包含的多个特征部分来校正检测信号，能够对由饱和导致的漏检测进行校正，因此能够高精度地校正检测信号的读取值(能量)。其结果是，能够高精度地获取伽马射线入射的时间、位置以及由伽马射线产生的能量。特别是在根据在正电子-电子对湮灭时产生的两条伽马射线的检测时间差来获取在两条伽马射线的路径上发生正电子-电子对湮灭的位置的TOF(Time of Flight)正电子放射断层摄影装置中使用的情况下，能够高精度地获取伽马射线的入射时间和入射位置，因此能够高精度地获取正电子-电子对湮灭发生的位置。
在上述一个方面所涉及的放射线检测装置中，优选的是，控制部构成为基于作为直方图中包含的特征部分的、光电吸收峰的读取值和康普顿边缘的读取值，来获取用于校正检测信号的光检测部的检测值与检测值的校正值之间的对应关系。如果像这样构成，则仅根据与具有规定能量的放射线对应的光电吸收峰的读取值和康普顿边缘的读取值就能够获取用于校正检测信号的光检测部的检测值与检测值的校正值之间的对应关系，因此能够简单地获取校正所需要的信息。此外，光电吸收峰是指所入射的伽马射线的总能量被转换为闪烁光并在一个闪烁体中被检测到的情况下的输出信号值的峰。另外，康普顿边缘是指在所入射的伽马射线与闪烁体内的电子碰撞而弹飞(反冲)的情况下与能够对电子施加的最大能量对应的输出信号值的边缘。
在该情况下，优选的是，控制部基于使直方图中包含的光电吸收峰和康普顿边缘各自的读取值与对应于校正值的理论值相对应的二次函数，来获取对应关系。如果像这样构成，能够根据二次函数来决定用于进行读取值的校正的对应关系，因此能够通过简单的处理来获取对应关系。具体来说，能够根据以下三点来简单地决定作为对应关系的二次函数的形状：根据读取值和对应于校正值的理论值决定的原点(读取值为零，与此相对地，校正后的值为零)；表示光电吸收峰的点(光电吸收峰的读取值，与此相对地，作为校正后的值的、所入射的伽马射线的规定的总能量)；以及表示康普顿边缘的点(康普顿边缘的读取值，与此相对地，作为校正后的值的、所入射的伽马射线的规定的总能量的2/3)。
在基于上述光电吸收峰的读取值和康普顿边缘的读取值来获取用于校正检测信号的对应关系的放射线检测装置中，优选的是，控制部构成为对基于所获取到的检测信号得到的闪烁光的直方图中包含的光电吸收峰的附近进行校正。如果像这样构成，则能够准确地校正光电吸收峰的形状，因此能够高精度地获取表示光电吸收峰的波动的半峰全宽。其结果是，能够准确地估计使用了测定出的入射伽马射线的时间、位置以及能量进行的计算的误差。特别是在TOF正电子放射断层摄影装置中使用的情况下，能够在对由测定数据构成的诊断图像进行图像校正的情况下抑制发生过校正、校正不足。
在上述一个方面所涉及的放射线检测装置中，优选的是用于正电子放射断层摄影装置。如果像这样构成，则能够更高精度地检测通过电子-正电子对湮灭而发射的伽马射线入射的准确的时间。
附图说明
图1是用于说明本发明的一个实施方式的放射线检测装置的框图。
图2是用于说明本发明的一个实施方式的放射线检测装置的闪烁体和光检测部的图。
图3是表示对本发明的一个实施方式的放射线检测装置的闪烁体入射了伽马射线时的产生闪烁光的情形的图。
图4是本发明的一个实施方式的放射线检测装置的一个闪烁体连接一个光检测部所得到的组中的511keV的伽马射线检测的直方图。
图5是使511keV的伽马射线入射到连接于光电倍增管的闪烁体的情况下的伽马射线检测的直方图。
图6是本发明的一个实施方式的用于校正检测信号的输出值的二次函数的曲线图。
图7是本发明的一个实施方式的放射线检测装置的一个闪烁体连接一个光检测部所得到的组中的511keV的伽马射线检测的被校正后的直方图。
图8是本发明的一个实施方式的放射线检测装置的一个闪烁体连接一个光检测部所得到的组集聚为4行4列的矩阵状的情况下的511keV的伽马射线检测的直方图。
图9是本发明的一个实施方式的放射线检测装置的一个闪烁体连接一个光检测部所得到的组集聚为4行4列的矩阵状的情况下的511keV的伽马射线检测的被校正后的直方图。
具体实施方式
下面，基于附图来说明将本发明具体化的实施方式。
(放射线检测装置的整体结构)
首先，参照图1对本实施方式的放射线检测装置100的整体结构进行说明。在本实施方式中，对在TOF正电子放射断层摄影装置(以下，称为TOF-PET装置)101中使用放射线检测装置100的例子进行说明。此外，TOF正电子放射断层摄影装置是权利要求书内的“正电子放射断层摄影装置”的一例。
如图1所示，TOF-PET装置101是使用由正电子放射性核素标记的药剂来拍摄被检体(人体等)的内部的图像的装置。具体地说，TOF-PET装置101构成为：对通过由药剂产生的正电子与电子的对湮灭而产生的一对伽马射线(放射线)进行检测，由此获取发生药剂的对湮灭的位置。而且，TOF-PET装置101构成为通过获取多个发生药剂的对湮灭的位置来形成(拍摄)被检体的内部的图像。而且，所形成的图像被用于有无癌细胞等的图像诊断。
另外，在TOF-PET装置101中使用的放射线检测装置100构成为拍摄仰卧位的被检体。具体地说，在后述的光检测部2朝向被检体的体轴(从头部向脚部延伸的轴)的状态下以包围被检体的周围的方式配置有多个放射线检测装置100。另外，在未图示的被检体的体轴的延伸方向(纸面内侧方向)上也以同样的结构配置有多个放射线检测装置100。在此，通过药剂的对湮灭产生的伽马射线是511keV的放射线，无法在光检测部2中直接进行检测。因此，在被检体与放射线检测装置100之间设置闪烁体群1。由此，当对闪烁体群1入射伽马射线时，闪烁体群1内的荧光体由于伽马射线而发光，产生闪烁光(荧光)。而且，放射线检测装置100构成为对因该伽马射线而发出的闪烁光进行检测。
与仅获取伽马射线的入射方向的普通的PET装置(正电子放射断层摄影装置)不同，TOF-PET装置101构成为：获取通过正电子-电子对湮灭而产生的一对伽马射线各自的入射时间的微小的差，由此能够在具有某种程度的宽度的线段(大约十几cm左右)的范围内获取正电子-电子对湮灭的发生位置。以光速来移动的伽马射线仅在几百皮秒的期间内就行进了几cm～几十cm。因此，为了准确地获取产生了伽马射线的位置，高精度地获取入射时间成为必要条件。
接着，参照图1和图2对本发明的实施方式的放射线检测装置100的结构进行说明。
如图1所示，本发明的实施方式的放射线检测装置100具备闪烁体群1、光检测部2以及控制部3。
放射线检测装置100具备闪烁体群1，该闪烁体群1包括基于具有规定能量的放射线的接收来发射多束闪烁光的多个闪烁体10。如图1所示，闪烁体群1是多个闪烁体块的集合。另外，如图2的(a)和(b)所示，闪烁体块例如由9行10列的闪烁体10的集合构成。
闪烁体10与入射到内部的伽马射线发生反应而产生与从伽马射线接收到的能量对应的闪烁光。该闪烁光在吸收了511keV的伽马射线的情况下，例如与10000个以上的光子对应。另外，闪烁体10彼此之间设置有反射材料，由某个闪烁体10产生的闪烁光不会向闪烁体10的外部泄漏。因此，由一个闪烁体10产生的闪烁光被所对应的一个光检测部2检测。但是，伽马射线有时通过反射材料后进入其它闪烁体10的内部。此外，闪烁体10优选由高灵敏度且高速响应性优异的Lu型的无机闪烁体构成。具体地说，闪烁体10例如由LSO(Lu2SiO5)、LYSO(Lu2-xYxSiO5)、LGSO(Lu2-xGdxSiO5)、LuAG(Lu3Al5O12)、LFS(Lutetium Fine Silicate：镥精细硅酸盐)等的晶体构成。
另外，放射线检测装置100具备多个光检测部2，这些多个光检测部2包括基于闪烁光的入射来输出检测信号的多个光电转换元件(像素)21(参照图2的(c))。光检测部2例如由SiPM(Silicon Photomultipliers：硅光电倍增器)构成。光电转换元件21例如包括雪崩光电二极管(APD：Avalanche Photodiode)和灭弧电阻(quenching resistance)。雪崩光电二极管是对反偏压施加了击穿电压以上的大电压的光电二极管，通常为不流通电流的状态。雪崩光电二极管因入射光子而流通大的电流，因此雪崩光电二极管能够以一个光子为单位输出S/N比良好的检测信号。另外，灭弧电阻与雪崩光电二极管串联连接，通过从雪崩光电二极管流出的电流来施加电压，因此将对雪崩光电二极管施加的电压降低成小于击穿电压。由此，阻止在雪崩光电二极管中流动的电流，再次恢复为能够检测光子的状态。
另外，放射线检测装置100具备获取由光检测部输出的检测信号的控制部3。控制部3包括存储部31、主控制部32、信号处理部33以及图像处理部34。另外，控制部3包括PC(个人计算机)等信息处理装置。
存储部31由HDD(硬盘驱动器)和存储器等构成。另外，存储部31保存有由主控制部32、信号处理部33执行的各种程序、拍摄到的图像的数据以及包含后述的信号校正所需的规定伽马射线的实际测量值和理论值的各种数据。
主控制部32由CPU(中央运算处理装置)等构成。另外，主控制部32通过执行存储部31中保存的控制程序来使PC作为TOF-PET装置101和放射线检测装置100的控制部3发挥功能。另外，主控制部32进行TOF-PET装置101的控制(例如，被检体横卧的床部的移动等)。
信号处理部33对从光检测部2输出的光电转换元件(像素)21的检测信号的输出值(是检测值，像素值)的数据进行校正处理。关于检测信号的校正处理，在后面详细地说明。
图像处理部34基于从信号处理部33输出的检测信号和校正检测信号来制作放射线摄影图像。通过入射两条伽马射线而产生的闪烁光被对置的两个光检测部2大致同时检测到，这两条伽马射线是通过对湮灭产生的且向大致180度的相反方向发射。因而，可知在对置的两个光检测部2的路径上的某一位置处产生伽马射线并入射到光检测部。在普通的PET装置中，时间分辨率不足，因此连在路径上的哪个位置发生了对湮灭都不知晓。因此，构成为集合多个这些放射线的路径，并将路径重复的区域设为伽马射线的产生源来以图像的形式显示。在TOF-PET装置101中，还获取两条伽马射线的入射时间之差，将该差确定为具有(考虑了测定误差的幅度的)范围的线段，并将线段重叠的区域设为伽马射线的产生源来进行图像显示。因此，能够更高精度地获得被检体的脏器、脑等的位置信息。
此外，既可以信号处理部33和图像处理部34分别是信号处理专用运算处理部和图像处理专用运算处理部，也可以通过使CPU分别执行信号处理程序和图像处理程序来作为信号处理部33和图像处理部34发挥功能。另外，还可以将信号处理专用装置设为信号处理部33，或者将图像处理专用装置设为图像处理部34。也可以信号处理部33与图像处理部34一体地构成。
(检测信号的校正)
接着，基于图3～图9来说明针对放射线检测装置的检测信号进行的校正处理。
光检测部2中包含的光电转换元件(像素)21对入射到光电转换元件21的位置的闪烁光的光子进行检测并输出检测信号。反映了从多个光电转换元件21输出的光子数的检测信号表示基于入射到闪烁体10的伽马射线得到的闪烁光的能量信息。另外，还能够根据获取到信号的时间，获取伽马射线的入射时间以及根据该时间计算出的伽马射线从产生到入射的飞行时间。但是，如果设为这些信息全部是按每个光电转换元件21获取的结构，则装置结构大型化，并且检测信号的数据处理负担变大，因此与能量值有关的检测信号作为按每个闪烁体10的块汇总的信号被输出并被控制部3获取。另外，以能够区分检测到了的各个闪烁体10的状态按每个光检测部2输出检测位置的信号，并由控制部3获取该检测位置的信号。
光电转换元件21从检测到一个光子起直到能够再次检测到其它光子为止需要恢复时间(例如，几十nsec～几百nsec)。另外，一个光电转换元件21每次所能检测的光子仅为一个。因此，如果在短时间内发生多起向同一位置入射光子的事件，则会发生光子的漏检测。闪烁光的光子数越多则越易于发生光子的漏检测，因此，闪烁光的光子数越接近与闪烁体10连接的光电转换元件(像素)21的总数，则检测信号的线性(linearity)越差。具体地说，在产生的闪烁光的光子数比光电转换元件21的总数少的情况下，在闪烁光的光子数与检测信号的输出值之间，比例的相关性成立。然而，随着产生的闪烁光的光子数的增加而接近光电转换元件21的总数，检测信号的增加率不断降低(参照图6)。
在此，为了成为具有高时间分辨率的放射线检测装置100而提高光检测部2的检测效率。具体地说，为了减少光电转换元件21之间存在的死区而增大每个光电转换元件21的受光面积。由此，光检测部2中包含的光电转换元件(像素)的个数变少。另外，为了成为具有高空间分辨率的放射线检测装置100，针对伽马射线的入射面精细地分割闪烁体10。由此，一个光检测部2所占的面积变小，因此光检测部2中包含的光电转换元件(像素)的个数依然变少。
如上所述，TOF-PET装置101中使用的具有高时间分辨率和高空间分辨率的放射线检测装置100存在以下倾向：一个闪烁体10所对应的光电转换元件(像素)21的个数并非足够多。因此，从光检测部2输出的检测信号有时无法确保线性(linearity)。当检测信号的输出值的线性差时，无法如后述的光电散射峰的半峰全宽那样获得准确的信息。因而，需要对检测信号进行校正来获取反映了线性的准确的输出值。
在此，在本实施方式中，控制部3构成为根据规定的放射线所具有的能量的值和基于所获取到的检测信号得到的直方图中包含的多个特征部分来校正检测信号。
另外，控制部3构成为基于作为直方图中包含的特征部分的、光电吸收峰的读取值和康普顿边缘的读取值，来获取用于校正检测信号的光检测部2的检测值与检测值的校正值之间的对应关系。
另外，基于使直方图中包含的光电吸收峰和康普顿边缘各自的读取值与对应于校正值的理论值相对应的二次函数来获取对应关系。
另外，控制部3构成为对基于所获取到的检测信号得到的闪烁光的直方图中包含的光电吸收峰的附近进行校正。
具体地说，利用向闪烁体10入射的规定伽马射线的能量值已知这一情况，来对检测信号的值进行校正。获知了通过药剂反应(正电子-电子对湮灭)而产生的两条伽马射线分别具有511keV的能量。因此，如图3的(a)那样入射到某一个闪烁体10的伽马射线均在闪烁体10的内部发生反应的情况下，产生相当于511keV的能量的闪烁光。闪烁体10彼此被反射材料分隔，因此在闪烁体10内产生的闪烁光不会进入其它闪烁体10。因此，利用与伽马射线所入射的一个闪烁体10相连接的一个光检测部2(光电转换元件21)检测闪烁光。这样，将检测出与入射的伽马射线的总能量对应的闪烁光的事件设为光电吸收事件。
基于511keV的伽马射线得到的闪烁光例如含有10000个左右以上的光子。由于还有时在闪烁体内、反射材料中吸收光子，因此产生虽然并非所有光子均到达光电转换元件21但该光子数接近光电转换元件21的总数(例如，几千个～几万个)的情况。其结果是存在以下情况：光子在短时间内连续地向同一光电转换元件21入射，发生由饱和导致的漏检测。
另一方面，如图3的(b)所示，还产生以下情况：入射的伽马射线跨足多个闪烁体10而发生反应。在反应A中，入射到闪烁体10的伽马射线与闪烁体内的物质的电子发生碰撞而使电子反冲，伽马射线对电子施加一部分能量并发生散射，从而向闪烁体10的外部飞出。将这种由电子的反冲导致的伽马射线的散射称为康普顿散射。被反冲的电子产生具有与最终被施加的能量相等的能量的闪烁光而恢复为原始的能量状态。通过康普顿散射而对电子施加的能量表示连续的分布，但通过康普顿散射对电子施加的能量的上限值理论上为所入射的伽马射线的能量的2/3。该上限值对应于以下情况：入射的伽马射线与电子正面碰撞而向180度方向(与入射方向相反的方向)散射。
另外，在图3的(b)中，在反应A中被电子弹飞的伽马射线是高能量的，因此该伽马射线越过反射材料而入侵到相邻的其它闪烁体10的内部。而且，在反应B中，在相邻的闪烁体10内发生吸收的反应而产生了闪烁光。这样，将入射的伽马射线与多个闪烁体10发生反应而被多个光检测部2检测出闪烁光的事件设为多重散射事件。此外，还存在以下情况：与电子碰撞后飞出的伽马射线在同一闪烁体10内再次反应，最终在同一闪烁体10内被转换为与总能量(511keV)对应的闪烁光。该情况为光电吸收事件。另外，还存在以下情况：与电子碰撞后飞出的伽马射线向闪烁体10的外部飞出，具有对电子施加的剩余的能量的伽马射线在放射线检测装置100中无法被检测出。
作为上述闪烁光的检测信号值的例子，考虑以下例子：制作在一个闪烁体10的元件上连接一个光检测部2的放射线检测装置100来进行测定。但是，光电转换元件21的个数相对于闪烁光的光子数来说是不足的。测定结果为如图4所示的直方图那样。横轴是能量通道，是检测到的能量的任意单位的读取值。因此，为了作为具有物理意义的能量进行处理，而需要进行读取值与物理量的转换，但在本实施方式的说明中仅读取出读取值的关系性就够了。纵轴是表示发生与各能量值对应的事件的次数的计数。如图4所示的例子那样，发生光电吸收事件的情况比较多，因此在读取值57附近出现了峰。将该峰称为光电吸收峰。另一方面，在光电吸收事件的左侧产生了由康普顿散射引起的连续的波峰。在读取值48附近产生的该波峰的右侧端与康普顿散射的能量的上限值(入射伽马射线的能量的2/3)对应，因此成为尖锐的边缘状。将该边缘称为康普顿边缘。
那么，获知光电吸收峰的能量与511keV对应，康普顿边缘的能量与341keV对应。在此，511/341大致为3/2＝1.5。然而，在检测到的能量通道的读取值中分别大致为57和48。57/48为1.2左右，偏离了在理论上决定的关系性。这是由于发生了光电转换元件21的饱和所导致的漏检测。在没有发生漏检测的理想状况下，58和47应该会取更大的值。
实际上，如果将输出与所检测到的闪烁光成比例的电流值的光电倍增管(PMT；Photomultiplier Tube)用作光检测部2，则能够得到如图5那样的直方图。关于能量通道的读取值，光电吸收峰的能量大致为67，康普顿边缘大致为45。即使在短期间内向相同位置入射光子，光电倍增管也输出与所入射的光子数成比例的信号，因此67/45大致为1.5的关系。此外，后方散射的峰也是在理论上决定的值，为总能量的1/3(对于511keV来说为170keV)。
如上所述，当检测信号的输出值的线性差时，无法获得在图像处理的过程中所需要的信息的准确的值。因而，需要将直方图的形状校正为检测信号保持线性的情况下的形状。特别是当发生由饱和导致的漏检测时，光电吸收峰的半峰全宽表面上变窄(误差变少)，因此无法准确地估计误差的范围。因此，有时在图像处理的过程中导致过校正或校正不足。另外，在TOF-PET装置中需要的值在直方图的511keV附近。因而，需要特别地校正光电吸收峰附近的直方图的形状。如果基于光电吸收峰的能量值和处于接近光电吸收峰的位置的特征点即康普顿边缘的能量值来进行校正，则能够有效地进行光电吸收峰附近的校正。
在此，考虑使直方图中包含的光电吸收峰和康普顿边缘各自的读取值与对应于校正值的理论值相对应的二次函数(对应关系)。一般地说，二次函数利用x＝ay2+by+c来表示，因此为了决定未知的三个参数，需要3个点的值。y是能量通道的读取值，x是基于实际的能量连续地获取到的校正值。由于不需要考虑饱和，因此与能量通道的读取值为0对应的实际的能量值当然为0。因而，通过代入(0，0)能够得出c＝0，因此通过将直方图中包含的光电吸收峰和康普顿边缘各自的读取值和理论值(实际的能量值)代入，能够唯一地决定二次函数的形状。
考虑以下情况：如图6所示，得到了与光电吸收峰对应的能量的读取值α及与康普顿边缘对应的能量的读取值β。在该情况下，代入x＝511而y＝α、x＝341而y＝β这两个点的值，由此能够求出如图6所示那样的向上凸且单调递增的二次函数。由于二次函数的曲线图的形状为向上凸，因此光电转换元件21是有限的个数，二次函数的曲线图的形状成为表示在光子的检测数(检测值)中存在基于饱和的上限(检测能量的上限值)的良好的近似形状。由此，在检测范围(利用二次函数进行的近似有效的范围)内，能够使所有的读取值(y值)与表示实际的能量值的校正值(x值)对应。因而，由于二次函数的形状确定，因此能够根据代入预先获知了实际的能量值的两个点的值而得到的二次函数的曲线图，来简单地获得读取值(y值)与校正值(x值)的对应关系。所得到的对应关系的函数在相同的条件下为相同的形状，因此只要获取一次该函数，就能够进行检测信号的校正。
当使用以同样方式获得的二次函数的对应关系对图4的直方图进行校正时，获得图7的直方图。能够根据校正得到的直方图来高精度地获得光电吸收峰的准确的半峰全宽。在TOF-PET装置(包括普通的正电子放射断层摄影装置)中需要511keV的检测信号，因此特别需要高精度地获取511keV附近的直方图的形状。如上所述，基于511keV的能量的作为检测本身的光电吸收峰和处于该光电吸收峰附近的作为特征部分的康普顿边缘来进行校正，由此能够恰当地校正511keV的检测信号。
在此，图4的直方图说明了使一个闪烁体10与一个光检测部2相连接的情况下的例子，但在实际的放射线检测装置100中，如图2的(a)、图3那样集聚多个闪烁体10来进行处理。在多个闪烁体10接近的情况下，除了针对由上述光子的饱和导致的漏检测进行校正以外，还必须进行多重散射事件的校正。在此说明以下例子：在将对一个闪烁体10的元件连接一个光检测部2所得到的组集束为4行4列的矩阵状的放射线检测装置100中，测定具有511keV的能量值的伽马射线的入射。另外，在闪烁体10之间分别设置有反射材料。测定结果为如图8所示的直方图那样。
如图3的(b)所示那样考虑多重散射事件，在该多重散射事件中，所入射的伽马射线的一部分能量被与入射到的闪烁体10连接的光检测部2检测到，剩余能量被与相邻的闪烁体10连接的光检测部2检测到。在一个光检测部2中检测到与511keV的能量对应的闪烁光的情况下，发生由饱和导致的漏检测，检测信号的输出值变小。另一方面，在511keV的能量被多个光检测部2分散地检测到(例如两个光检测部2各检测到一半)的情况下，与被一个光检测部2检测到的情况相比，由饱和导致的漏检测的程度比较少。因而，检测信号的输出值不怎么变小。这样，尽管检测总数上相同的511keV的伽马射线的能量，但根据进行了检测的光检测部2的个数不同，所输出的检测信号的值也不相同。
因此，如图8那样产生具有在外观上比光电吸收峰大的能量值的多重散射事件的波峰。该多重散射事件的波峰和光电吸收事件的波峰(峰)原本对应于相同的能量(511keV)，因此需要进行校正。具体地说，除了能够根据按每个闪烁体10的块汇总输出的闪烁光的能量的检测信号来识别是由一个光检测部2检测出的能量的信号还是由多个光检测部检测出的能量的信号，还能够根据按每个光检测部2输出的位置的信号来识别是由一个光检测部2检测出的能量的信号还是由多个光检测部检测出的能量的信号。由此，能够对多重散射事件进行恰当的校正(例如，使与光电吸收事件对应的峰的能量值和与多重散射事件对应的能量值相加的校正)。
图9所示的直方图是对从各光检测部2输出的能量信号进行了考虑到同时检测到的光检测部2的个数的校正的图。在图8的直方图中，尽管总数上相同而均与能量(511keV)对应，但根据检测到的光检测部2的个数不同，在如光电吸收事件和多重散射事件那样的不同的位置处出现了峰，在图9的直方图中呈现了被整合到光电吸收事件的位置的一个峰。这样，如果能够校正多重散射事件的影响，则能够通过进一步进行针对由饱和导致的漏检测的校正来获得线性(linearity)良好的测定结果。
(实施方式的效果)
在本实施方式中，能够获得如下效果。
在本实施方式中，如上述那样设置有：闪烁体群1，其包括基于具有规定能量的放射线的接收来发射多束闪烁光的多个闪烁体10；多个光检测部2，其包括基于闪烁光的入射来输出检测信号的多个光电转换元件21；以及控制部3，其获取由光检测部2输出的检测信号。另外，按每个闪烁体设置光检测部2，使得检测从一个闪烁体产生的闪烁光。另外，将控制部3构成为根据放射线所具有的能量的值和基于所获取到的检测信号得到的直方图中包含的多个特征部分来校正检测信号。由此，光检测部2对从一个闪烁体10产生的闪烁光进行检测，因此能够准确地获取伽马射线入射到哪个闪烁体。另外，通过使闪烁光入射到一个光检测部2，能够抑制产生闪烁光的路径的偏差，因此能够高精度地获取伽马射线入射的时间。另外，通过根据放射线所具有的能量的值和基于所获取到的检测信号得到的直方图中包含的多个特征部分来校正检测信号，能够对由饱和导致的漏检测进行校正，因此能够高精度地校正检测信号的读取值(能量)。其结果是，能够高精度地获取伽马射线入射的时间、位置以及由伽马射线产生的能量。特别是在使用于根据在正电子-电子崩解中产生的两条伽马射线的检测时间差来获取在两条伽马射线的路径上发生正电子-电子对湮灭的位置的TOF-PET装置101的情况下，能够高精度地获取伽马射线的入射时间和入射位置，因此能够高精度地获取发生正电子-电子对湮灭的位置。
另外，在本实施方式中，如上所述那样将控制部3构成为基于作为直方图中包含的特征部分的、光电吸收峰的读取值和康普顿边缘的读取值，来获取用于校正检测信号的光检测部2的检测值与检测值的校正值之间的对应关系。由此，仅根据与具有规定能量的放射线对应的光电吸收峰的读取值和康普顿边缘的读取值就能够获取用于校正检测信号的光检测部2的检测值与检测值的校正值之间的对应关系，因此能够简单地获取校正所需要的信息。
另外，在本实施方式中，如上所述那样基于使直方图中包含的光电吸收峰和康普顿边缘各自的读取值与对应于校正值的理论值相对应的二次函数，来获取控制部3所要获取的对应关系。由此，能够利用二次函数决定用于进行读取值的校正的对应关系，因此能够通过简单的处理来获取对应关系。具体地说，能够根据以下三点来简单地决定二次函数的形状：根据读取值和对应于校正值的理论值决定的原点(读取值为零，与此相对地，校正后的值为零)；表示光电吸收峰的点(光电吸收峰的读取值，与此相对地，作为校正后的值的、所入射的伽马射线的规定的总能量)；以及表示康普顿边缘的点(康普顿边缘的读取值，与此相对地，作为校正后的值的、所入射的伽马射线的规定的总能量的2/3)。
另外，在本实施方式中，如上所述那样将控制部3构成为对基于所获取到的检测信号得到的闪烁光的直方图中包含的光电吸收峰的附近进行校正。由此，能够准确地校正光电吸收峰的形状，因此能够高精度地获取表示光电吸收峰的波动的半峰全宽。其结果是能够准确地估计使用了所测定出的入射伽马射线的时间、位置以及能量进行的计算的误差。特别是在TOF-PET装置101中使用的情况下，能够在对由测定数据构成的诊断图像进行图像校正的情况下抑制发生过校正或校正不足。
另外，在本实施方式中，如上所述那样在TOF-PET装置101中使用放射线检测装置100。如果像这样构成，则能够更高精度地检测通过电子-正电子对湮灭而发射的伽马射线入射的准确时间。
(变形例)
此外，应该认为本次公开的实施方式的所有方面均为例示而非限制性的内容。本发明的范围并非上述实施方式的说明，而是由权利要求书示出，并且包括与权利要求书同等意义和范围内的所有的变更(变形例)。
例如，在上述实施方式中，作为用于进行校正的多个特征部分，示出了使用光电吸收事件的峰和康普顿边缘的例子，但本发明并不限于此。在本发明中，作为特征部分，例如也可以使用图5所示的后方散射事件的峰。后方散射事件的峰是与向闪烁体10入射了与检测器的壁面、被检体碰撞后向180度方向反冲的伽马射线的情况对应的能量的峰，在理论上为伽马射线的总能量的1/3的值。此外，在使用二次函数作为用于进行校正的对应关系的情况下，至少需要预先获知了实际值的3个点的能量值。
另外，在上述实施方式中，将具有规定能量的放射线设为通过正电子-电子对湮灭而产生的511keV的伽马射线，但本发明并不限于此。在本发明中，也可以设为具有其它能量的放射线。
另外，在上述实施方式中，示出了使用二次函数作为用于进行校正的对应关系的例子，但本发明并不限于此。在本发明中，也可以使用其它函数作为用于进行校正的对应关系。例如，也可以增加对能够进行读取值与预先获知的实际值之间的比较的特征部分的获取，利用三次函数等考虑到了更高次项的多项式来进行获取。
在上述实施方式中，示出了通过获取并代入与作为用于进行校正的对应关系的、函数(二次函数)的未知数相同数量的特征部分的值来决定函数的例子，但本发明并不限于此。在本发明中，也可以基于所得到的特征部分的读取值和实际值通过最小二乘法等来决定想要求出的函数。在该情况下，作为对应关系，并不限于初等函数，也可以使用任意的函数。
另外，在上述实施方式中，示出了闪烁体群1中包含的闪烁体块(汇总能量检测信号的单位)由9行10列的闪烁体10的集合构成的例子，但本发明并不限于此。在本发明中，如果是对一个闪烁体10连接一个光检测部2的结构，则被集聚为闪烁体块的个数可以是任意数。另外，汇总闪烁体10的单位并不限于二维的阵列状，也可以是一维的排列。
另外，在上述实施方式中，示出了在TOF-PET装置(TOF正电子放射断层摄影装置)101中使用放射线检测装置100的例子，但本发明并不限于此。在本发明中，也可以在普通的PET装置(正电子放射断层摄影装置)中使用放射线检测装置100。另外，例如还可以使用于无损检查的目的、自然放射线量测量的目的等用于广泛地检测放射线的装置。

Claims (5)

1.一种放射线检测装置，具备：
闪烁体群，其包括基于具有规定能量的放射线的接收来发射多束闪烁光的多个闪烁体；
多个光检测部，其包括基于所述闪烁光的入射来输出检测信号的多个光电转换元件；以及
控制部，其获取由所述光检测部输出的所述检测信号，
其中，所述光检测部按每个所述闪烁体设置，使得检测从一个所述闪烁体产生的所述闪烁光，
所述控制部构成为根据所述放射线所具有的能量的值和基于所获取到的所述检测信号得到的直方图中包含的多个特征部分来校正所述检测信号。
2.根据权利要求1所述的放射线检测装置，其特征在于，
所述控制部构成为，基于作为所述直方图中包含的所述特征部分的、光电吸收峰的读取值和康普顿边缘的读取值，来获取用于校正所述检测信号的所述光检测部的检测值与检测值的校正值之间的对应关系。
3.根据权利要求2所述的放射线检测装置，其特征在于，
所述控制部基于使所述直方图中包含的光电吸收峰和康普顿边缘各自的读取值与对应于所述校正值的理论值相对应的二次函数，来获取所述对应关系。
4.根据权利要求2或3所述的放射线检测装置，其特征在于，
所述控制部构成为对基于所获取到的所述检测信号得到的所述闪烁光的所述直方图中包含的所述光电吸收峰的附近进行校正。
5.根据权利要求1～3中的任一项所述的放射线检测装置，其特征在于，
所述放射线检测装置被使用于正电子放射断层摄影装置。
CN201710840571.XA 2016-12-02 2017-09-15 放射线检测装置 Active CN108152849B (zh)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2016-234825 2016-12-02
JP2016234825A JP6737154B2 (ja) 2016-12-02 2016-12-02 放射線検出装置

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN108152849A true CN108152849A (zh) 2018-06-12
CN108152849B CN108152849B (zh) 2021-03-12

Family

ID=62243795

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201710840571.XA Active CN108152849B (zh) 2016-12-02 2017-09-15 放射线检测装置

Country Status (3)

Country Link
US (1) US10545249B2 (zh)
JP (1) JP6737154B2 (zh)
CN (1) CN108152849B (zh)

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN114096889A (zh) * 2019-07-11 2022-02-25 定垣企业有限公司 放射线射束检测装置

Families Citing this family (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN108968999B (zh) * 2018-08-10 2023-03-21 上海联影医疗科技股份有限公司 探测器时间甄别方法、探测器和医学成像设备
KR20220046933A (ko) * 2020-10-08 2022-04-15 강원대학교산학협력단 컴프턴 효과를 활용한 방사선 민감도 증진 방법 및 방사선 민감도 증진 시스템

Citations (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5793045A (en) * 1997-02-21 1998-08-11 Picker International, Inc. Nuclear imaging using variable weighting
CN1471644A (zh) * 2000-10-04 2004-01-28 株式会社东芝 核医学诊断装置的放射线检测装置及其检测方法
US20050040334A1 (en) * 2003-06-02 2005-02-24 Albert Beyerle Apparatus and method for the detection of the energy of ionizing electro-magnetic radiation
US20100219863A1 (en) * 1996-02-02 2010-09-02 Tumay Tumer Method and Apparatus for Gamma Ray Detection
JP2011085418A (ja) * 2009-10-13 2011-04-28 Aloka Co Ltd 放射線測定装置
CN102246057A (zh) * 2008-12-10 2011-11-16 皇家飞利浦电子股份有限公司 用作可缩放pet和spect系统构建块的自主探测器模块
CN103492907A (zh) * 2011-03-03 2014-01-01 圣戈本陶瓷及塑料股份有限公司 利用非均匀隔片的成像阵列的系统、方法和装置
CN103892865A (zh) * 2010-02-17 2014-07-02 普里马蒂森索斯公司 改进在光子计数模式检测器系统中的图像质量
CN104285161A (zh) * 2012-05-08 2015-01-14 皇家飞利浦有限公司 Spect/pet成像系统
CN105849536A (zh) * 2013-11-08 2016-08-10 普拉德研究及开发股份有限公司 利用谱去卷积进行谱分析

Family Cites Families (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5677536A (en) * 1996-06-19 1997-10-14 Smv America Gamma camera with on the fly calibration for PMT drift
EP1624411A3 (en) * 2004-08-06 2006-08-09 Gendex Corporation Soft tissue filtering in medical images
EP2581763A4 (en) * 2010-06-10 2015-12-23 Shimadzu Corp METHOD FOR CORRECTING A TWO DIMENSIONAL POSITIONS CARD
US8294110B2 (en) 2011-03-11 2012-10-23 Kabushiki Kaisha Toshiba Method for improved correction of SiPM non-linearity in multiplexed radiation detectors

Patent Citations (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20100219863A1 (en) * 1996-02-02 2010-09-02 Tumay Tumer Method and Apparatus for Gamma Ray Detection
US5793045A (en) * 1997-02-21 1998-08-11 Picker International, Inc. Nuclear imaging using variable weighting
CN1471644A (zh) * 2000-10-04 2004-01-28 株式会社东芝 核医学诊断装置的放射线检测装置及其检测方法
US20050040334A1 (en) * 2003-06-02 2005-02-24 Albert Beyerle Apparatus and method for the detection of the energy of ionizing electro-magnetic radiation
CN102246057A (zh) * 2008-12-10 2011-11-16 皇家飞利浦电子股份有限公司 用作可缩放pet和spect系统构建块的自主探测器模块
JP2011085418A (ja) * 2009-10-13 2011-04-28 Aloka Co Ltd 放射線測定装置
CN103892865A (zh) * 2010-02-17 2014-07-02 普里马蒂森索斯公司 改进在光子计数模式检测器系统中的图像质量
CN103492907A (zh) * 2011-03-03 2014-01-01 圣戈本陶瓷及塑料股份有限公司 利用非均匀隔片的成像阵列的系统、方法和装置
CN104285161A (zh) * 2012-05-08 2015-01-14 皇家飞利浦有限公司 Spect/pet成像系统
CN105849536A (zh) * 2013-11-08 2016-08-10 普拉德研究及开发股份有限公司 利用谱去卷积进行谱分析

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN114096889A (zh) * 2019-07-11 2022-02-25 定垣企业有限公司 放射线射束检测装置
CN114096889B (zh) * 2019-07-11 2023-07-18 定垣企业有限公司 放射线射束检测装置

Also Published As

Publication number Publication date
US20180156928A1 (en) 2018-06-07
CN108152849B (zh) 2021-03-12
US10545249B2 (en) 2020-01-28
JP6737154B2 (ja) 2020-08-05
JP2018091704A (ja) 2018-06-14

Similar Documents

Publication Publication Date Title
US10775520B2 (en) Setup of SIPM based PET detector using LSO background radiation
CN107250844B (zh) 用于处理正电子发射断层摄影数据的方法和装置
US8487264B2 (en) Radiation tomography apparatus
US10004472B2 (en) Pet detector timing calibration
US20110198504A1 (en) Detector arrangement for a tomographic imaging apparatus, particularly for a positron emission tomograph
CN106539591A (zh) Pet飞行时间状态质量检测方法和pet扫描装置
US9474501B2 (en) Hybrid method based on simulation and experimental data to normalize pet data
JP2005533245A (ja) 陽電子放射断層撮影（ｐｅｔ）用及び単一光子放射コンピュータ断層撮影（ｓｐｅｃｔ）用のガンマ線検出器
US9844351B2 (en) Positron CT apparatus and a timing correction method
CN108152849A (zh) 放射线检测装置
JP2000321357A (ja) 核医学診断装置
US8666710B2 (en) Method for calibrating the crystal-level detection efficiency
CN114252900A (zh) 一种用于测量放射源活度的计数活度计
US9279892B2 (en) Systems and methods for scintillators having polished and roughened surfaces
Surti et al. PET instrumentation
Wu et al. A novel phoswich imaging detector for simultaneous beta and coincidence-gamma imaging of plant leaves
Domingo-Pardo et al. A Position Sensitive $\gamma $-Ray Scintillator Detector With Enhanced Spatial Resolution, Linearity, and Field of View
US9508165B1 (en) Systems and methods for peak tracking and gain adjustment
US20230218249A1 (en) Signal Processing System, Positron Emission Tomography Device, and Positron Emission Tomography Method
JP4997603B2 (ja) 陽電子画像の感度を向上させる方法及び装置
CN110368011A (zh) 用于计算针对晶间事件的响应线的pet成像系统和方法
Puspitasar et al. CsI (Tl) scintillation detector for planar scintigraphy technique
JP2024033150A (ja) 画像取得装置および画像取得方法
JP2022120818A (ja) 配置エラー識別方法、ガンマ線検出器システム及び配置エラー識別プログラム
Moradi Front-end data processing of new positron emission tomography demonstrator

Legal Events

Date Code Title Description
PB01 Publication
PB01 Publication
SE01 Entry into force of request for substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
GR01 Patent grant
GR01 Patent grant