JP4715924B2 - 核医学診断装置 - Google Patents

Description

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。

核医学診断装置、すなわちＥＣＴ（Ｅｍｉｓｓｉｏｎ Ｃｏｍｐｕｔｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置の一例として、ＰＥＴ（Ｐｏｓｉｔｒｏｎ Ｅｍｉｓｓｉｏｎ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置の構成を説明する。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。

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、図１６に示すように、γ線検出器Ｄのシンチレータに斜めから入射することが多くなり、γ線入射方向において分割されていないシンチレータの場合、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、図１７に示すようにシンチレータを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）したγ線検出器が提案されている。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されたγ線検出器ＭＤの場合、γ線がγ線検出器ＭＤ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）。

また、γ線入射方向に積層配置された減衰時間の短いシンチレータアレイと減衰時間の長いシンチレータアレイのγ線位置の具体的な検出手段としては、図１８に示すように受光素子から出力された電気信号であるアナログ信号Ｓ_Ｆ（減衰時間の短いシンチレータアレイの信号）もしくはＳ_Ｒ（減衰時間の長いシンチレータアレイの信号）を、Ａ／Ｄ変換器によりデジタル信号に変換し、図１９に示すように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Ａ_Ｔ１もしくはＢ_Ｔ１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Ａ_Ｔ２もしくはＢ_Ｔ２から、途中加算値を全加算値で除算した値Ａ_Ｔ１／Ａ_Ｔ２もしくはＢ_Ｔ１／Ｂ_Ｔ２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識別値のうちの最大値と最小値とから中間値Ｋを決めるための手段と、中間値Ｋ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により達成されている。

そして、従来の核医学診断装置では、次のように判別するためのパラメータを決定している。すなわち図２０に示すような例えば２段構造のシンチレータアレイをもつ２段シンチレータ検出器１１２の場合、シンチレータアレイの識別手段に要するパラメータＴ_１、Ｔ_２、Ｋは次のように決定される。γ線検出器単体の検査段階として、暗箱１１５内に設置された２段シンチレータ検出器１１２は、初期値のパラメータが検査用処理回路に入力され、まず初めにシンチレータアレイフロント１１０のみにガンマ線を照射し、判別計算によりシンチレータアレイフロント１１０からの信号であると判断された信号カウントＮ_１とシンチレータアレイリア１１１からの信号であると判断された信号カウントＮ_２を算出する。次に図２１に示すように、シンチレータアレイリア１１１のみにガンマ線を照射し、判別計算によりシンチレータアレイリア１１１からの信号であると判断された信号カウントＮ_２’とシンチレータアレイフロント１１０からの信号からの信号であると判断された信号カウントＮ_１’を算出する。さらに図２２に示すように、線源を使用しない状態で自然放射線１１６によるバックグラウンドにおいて、判別計算によりシンチレータアレイフロント１１０からの信号であると判断された信号カウントＮ_１ｂとシンチレータアレイリア１１１からの信号であると判断された信号カウントＮ_２ｂを算出する。ここで、（Ｎ_１−Ｎ_１ｂ） ／（Ｎ_２−Ｎ_２ｂ）と （Ｎ_２’−Ｎ_２ｂ）／（Ｎ_１’−Ｎ_１ｂ）を定義する。ここで、（Ｎ_１−Ｎ_１ｂ） ／（Ｎ_２−Ｎ_２ｂ）と （Ｎ_２’−Ｎ_２ｂ）／（Ｎ_１’−Ｎ_１ｂ）の両者の値が等しくかつ最大となる場合のパラメータを最適値として定めている。この場合どちらかのシンチレータアレイのみにガンマ線を照射するように工夫した鉛コリメータ１１３とＲｉ線源１１４を必要としている。このように決定されたパラメータはγ線検出器単体を実際のＰＥＴ装置に搭載した段階であらためて装置用処理回路の方へ入力されることになる。

特開平６−３３７２８９号公報（第２−３頁、図１） 特開２０００−５６０２３号公報（第２−３頁、図１）

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。すなわち図２０に示すような例えば２段構造のシンチレータアレイをもつ２段シンチレータ検出器１１２の場合、シンチレータアレイの識別手段に要するパラメータＴ_１、Ｔ_２、Ｋはγ線検出器単体の検査段階として検査用処理回路で決定されたパラメータを、実際のＰＥＴ装置に搭載した段階で装置用処理回路へ適用しているが、検査用処理回路と装置用処理回路は同じ規格で製造されているにもかかわらず、ゲインアンプなどの温度特性などが若干異なり個体差を発生させることとなり、パラメータの最適値が必ずしも一致しておらずうまく上下分離ができず、画質へ悪影響を与えている。

一方、実際の装置に搭載した段階でパラメータを決定しようとするとＰＥＴ装置に合わせた大規模な鉛コリメータジグとＲｉ線源を要し作業は非常に煩雑なものとなる。

上述の課題を解決するために、請求項１に記載の核医学診断装置は、次のような構成を採る。すなわち、互いに発光パルスの減衰時間が異なる複数のシンチレータアレイをγ線入射深さ方向に光学的に結合配置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変換器と、から構成される複数のγ線検出器と、前記γ線検出器からのデジタル信号に基づいて信号カウント比を算出する装置用処理回路と、前記複数のγ線検出器を搭載する筐体と、前記複数のγ線検出器の夫々を前記筐体に搭載せず、前記装置用処理回路とは別の検査用処理回路に接続した状態で、γ線を前記シンチレータアレイの夫々に照射した際に得られる前記デジタル信号に基づいて第１の信号カウント比を算出し、γ線を前記シンチレータブロックに照射して測定することにより第２の信号カウント比を求めると共に、前記複数のγ線検出器の夫々を前記筐体に搭載し、前記装置用処理回路に接続した状態で、γ線を前記γ線検出器の夫々が有する前記シンチレータブロックに照射して測定することにより第３の信号カウント比を求め、前記第１の信号カウント比、前記第２の信号カウント比、及び前記第３の信号カウント比に基づいて、識別用パラメータを決定する識別用パラメータ決定手段と、前記識別用パラメータに基づいて、測定対象のγ線が、前記複数のγ線検出器の夫々が有するいずれの前記シンチレータアレイに入射したかを識別する識別手段とを有することを特徴とする。

また、請求項２に記載の核医学診断装置は、請求項１に記載の核医学診断装置であって、前記第２の信号カウント比および前記第３の信号カウント比は、γ線を前記シンチレータブロックの前面または後面より照射して測定することにより求めることを特徴とする

また、請求項３に記載の核医学診断装置は、請求項１に記載の核医学診断装置であって、前記第２の信号カウント比および前記第３の信号カウント比は、γ線を前記シンチレータブロックの側面より照射して測定することにより求めることを特徴とする。

また、請求項４に記載の核医学診断装置は、請求項３に記載の核医学診断装置であって、前記第３の信号カウント比を求めるためのγ線の照射は、トランスミッション用線源によることを特徴とする。

上述の手段により、最適なパラメータを決定することができる。最適なパラメータによれば、測定対象のγ線源の位置を高精度で特定できるため、高画質な断層画像を提供できる。

さらに、γ線検出器単体での測定と、筐体に搭載した後での測定とに分けることにより、簡便に最適なパラメータを決定することができる。

本発明におけるγ線検出器の外観図を示す図である。 本発明におけるシンチレータアレイの識別方法を説明する図である。 本発明におけるγ線検出器の位置演算回路の一例を説明する図である。 本発明におけるγ線検出器の位置コーディングマップを説明する図である。 本発明におけるγ線検出器のエネルギースペクトルを示す図である。 第一実施例におけるパラメータの決定方法を説明する図である。 第一実施例におけるパラメータの決定方法を説明する図である。 第一実施例におけるパラメータの決定方法を説明する図である。 第一実施例におけるシンチレータアレイの識別方法を説明する図である。 筐体に複数のγ線検出器を搭載した図である。 第二実施例におけるパラメータの決定方法を説明する図である。 第二実施例におけるパラメータの決定方法を説明する図である。 第二実施例におけるパラメータの決定方法を説明する図である。 第三実施例におけるパラメータの決定方法を説明する図である。 第三実施例におけるパラメータの決定方法を説明する図である。 従来のγ線検出器におけるγ線検出原理を説明する図である。 従来のＤＯＩγ線検出器におけるγ線検出原理を説明する図である。 従来のＤＯＩγ線検出器から出力された電気信号の波形を示す図である。 従来のＤＯＩγ線検出器から出力された時系列のデータを積分した値を示す。 従来の核医学診断装置におけるパラメータ決定方法を説明する図である。 従来の核医学診断装置におけるパラメータ決定方法を説明する図である。 従来の核医学診断装置におけるパラメータ決定方法を説明する図である。

符号の説明

１ …シンチレータブロック
１ＳＦ …発光パルスの減衰時間の短いシンチレータ
１ＳＲ …発光パルスの減衰時間の長いシンチレータ
１０ …γ線検出器
１１Ｆ …シンチレータアレイ
１１Ｒ …シンチレータアレイ
１２ …光反射材
１３ …光反射材
１５ …暗箱
１６ …検査用処理回路
１７ …自然放射線
１８ …装置用処理回路
２０ …ライトガイド
３１，３２，３３，３４…光電子増倍管
３５ …Ｒｉ線源
３６ …鉛コリメータ
３７ …Ｒｉ線源
３８ …Ｒｉ線源
３９ …トランスミッション用線源
４０ …トランスミッション用検出器
４１ …鉛箱
４２ …回転機構
７１，７２，７３，７４…加算器
７５，７６ …位置弁別回路
８０ …位置コーディングマップ上の代表部
８１ …減衰時間の短いシンチレータのコーディングマップ
８２ …減衰時間の長いシンチレータのコーディングマップ
８３ …位置コーディングマップ８１上の代表部
８４ …位置コーディングマップ８２上の代表部
１１０ …シンチレータアレイフロント
１１１ …シンチレータアレイリア
１１２ …２段シンチレータ検出器
１１３ …鉛コリメータジグ
１１４ …Ｒｉ線源
１１５ …暗箱
１１６ …自然放射線

（第一実施例）
以下、本発明のγ線検出器の第一実施例の構成を図面に示し詳細に説明する。
図１は本発明の２段構造のシンチレータアレイをもつγ線検出器１０の外観図である。図１に示すように、γ線検出器１０は、シンチレータブロック１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）γ線検出器である。この例の場合のＤＯＩγ線検出器では、２段構造のシンチレータアレイとなっている。

本実施例のγ線検出器１０は大きく分けて４つの部分で構成されている。一つめは、光反射材１２が適宜挟み込まれることによって区画され、Ｘ方向に８個、Ｙ方向に８個の合計６４個の発光パルスの減衰時間の短いシンチレータ１ＳＦを２次元的に密着配置したシンチレータアレイ１１Ｆである。二つめは、光反射材１２が適宜挟み込まれることによって区画され、Ｘ方向に８個、Ｙ方向に８個の合計６４個の発光パルスの減衰時間の長いシンチレータ１ＳＲを２次元的に密着配置したシンチレータアレイ１１Ｒである。ここでこれらシンチレータアレイ１１Ｆ及び１１Ｒを組み合わせたものがシンチレータブロック１である。三つめはライトガイド２０であり、シンチレータブロック１に光学的に結合されかつ光反射材１３（図示していない）が組み合わされた格子枠体が埋設され多数の小区画が画定されている構造となっている。四つめは、ライトガイド２０に光学的に各々結合される４個の光電子増倍管３１、３２、３３、３４である。

ここで発光パルスの減衰時間の短いシンチレータ１ＳＦとしては、Ｇｄ_２ＳｉＯ_５：Ｃｅ１．５ｍｏｌ％（ＧＳＯ：Ｃｅ１．５ｍｏｌ％）、Ｚｒ ｄｏｐｅｄ Ｇｄ_２ＳｉＯ_５：Ｃｅ１．５ｍｏｌ％（ＧＳＯＺ：Ｃｅ１．５ｍｏｌ％）、Ｌｕ_２ＳｉＯ_５：Ｃｅ（ＬＳＯ）、ＬｕＹＳｉＯ_５：Ｃｅ（ＬＹＳＯ）、ＬａＢｒ_３：Ｃｅ、ＬａＣｌ_３：Ｃｅ、ＬｕＩ：Ｃｅなどの無機結晶が用いられる。一方発光パルスの減衰時間の長いシンチレータ１ＳＲとしてはＧｄ_２ＳｉＯ_５：Ｃｅ０．５ｍｏｌ％（ＧＳＯ：Ｃｅ０．５ｍｏｌ％）、Ｚｒ ｄｏｐｅｄ Ｇｄ_２ＳｉＯ_５：Ｃｅ０．５ｍｏｌ％（ＧＳＯＺ：Ｃｅ０．５ｍｏｌ％）、Ｂｉ_４Ｇｅ_３０_１２（ＢＧＯ）、Ｌｕ_０．４Ｇｄ_１．６ＳｉＯ_５：Ｃｅ（ＬＧＳＯ）などの無機結晶が用いられる。

表１に各シンチレータの減衰時間のデータを示す。

シンチレータブロック１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１１Ｆとシンチレータアレイ１１Ｒを光学的に結合したものであり、シンチレータアレイ１１Ｆは複数個の発光パルスの減衰時間の短いシンチレータ１ＳＦを、シンチレータアレイ１１Ｒは発光パルスの減衰時間の長いシンチレータ１ＳＲをそれぞれ２次元的に密着配置したものである。具体的には、シンチレータブロック１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１ＳＦとして例えばＧｄ_２ＳｉＯ_５：Ｃｅ１．５ｍｏｌ％（ＧＳＯ：Ｃｅ１．５ｍｏｌ％）を用い、ライトガイド２０側（後段）に発光パルスの減衰時間が長いシンチレータ１ＳＲとして例えば、Ｇｄ_２ＳｉＯ_５：Ｃｅ０．５ｍｏｌ％（ＧＳＯ：Ｃｅ０．５ｍｏｌ％）を用いる。

２個のシンチレータアレイ１１Ｆ及びシンチレータアレイ１１Ｒ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で構成され、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１２や光透過材（図示していない）および光学接着剤（図示していない）が場所により挿入または充填されている。

ライトガイド２０は、シンチレータブロック１のシンチレータ１１Ｆ，１１Ｒで生じた光を光電子増倍管３１〜３４に導くものであり、シンチレータブロック１と光電子増倍管３１〜３４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。

シンチレータアレイ１１Ｆ，１１Ｒで生じた光は４面の光電子倍増管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３１〜３４での出力がγ線検出器１０の出力となる。

ここでシンチレータブロック１内の光は光学的に結合されるライトガイド２０を通して光電子増倍管３１〜３４へ導かれるが、その際、Ｘ方向に配列された光電子増倍管３１（３３）と光電子増倍管３２（３４）の出力比が一定の割合で変化するように、ライトガイド２０における各々の光反射材１３（図示していない）の位置と長さおよび角度が調整されている。

ここで本発明では、シンチレータアレイの識別手段に要するパラメータＴ_１、Ｔ_２、Ｋは次のように決定する。図２に示すように暗箱１５内に設置された２段構造のシンチレータアレイをもつγ線検出器１０に対して前方からＲｉ線源３５よりγ線を照射し、位置コーディングマップとエネルギースペクトルを測定する。すなわち、光電子増倍管３１の出力をＰ１、光電子増倍管３２の出力をＰ２、光電子増倍管３３出力をＰ３、光電子増倍管３４の出力をＰ４とすると、Ｘ方向の位置を表す計算値｛（Ｐ１＋Ｐ３）−（Ｐ２＋Ｐ４）｝／（Ｐ１＋Ｐ２＋Ｐ３＋Ｐ４）が算出される。Ｙ方向についても同様に、Ｙ方向の位置を表す計算値｛（Ｐ１＋Ｐ２）−（Ｐ３＋Ｐ４）｝／（Ｐ１＋Ｐ２＋Ｐ３＋Ｐ４）が算出される。

図３は、γ線検出器１０の位置演算回路の構成を示すブロック図である。位置演算回路は、加算器７１、７２、７３、７４と位置弁別回路７５、７６とから構成されている。図３に示すように、γ線のＸ方向の入射位置を検出するために、光電子増倍管３１の出力Ｐ１と光電子増倍管３３の出力Ｐ３とが加算器７１に入力されるとともに、光電子増倍管３２の出力Ｐ２と光電子増倍管３４の出力Ｐ４とが加算器７２に入力される。両加算器７１、７２の各加算出力（Ｐ１＋Ｐ３）と（Ｐ２＋Ｐ４）とが位置弁別回路７５へ入力され、両加算出力に基づきγ線のＸ方向の入射位置が求められる。同様に、γ線のＹ方向の入射位置を検出についても各加算出力（Ｐ１＋Ｐ２）と（Ｐ３＋Ｐ４）とが位置弁別回路７６へ入力され、両加算出力に基づきγ線のＹ方向の入射位置が求められる。以上のように計算された結果はシンチレータに入射したγ線の位置に従って図４に示すような位置コーディングマップとして表され、各々の位置弁別情報が示される。

一方、計算値（Ｐ１＋Ｐ２＋Ｐ３＋Ｐ４）はそのイベントに対するエネルギーを示しており、エネルギースペクトルとして計算される。一例として位置コーディングマップ上の代表部８０に対するエネルギースペクトルを図５に示す。ここでは２つのシンチレータの発光出力の違いにより２つのエネルギーピークＰＦとＰＲが現れる。本実施例の場合、ＰＦはＧｄ_２ＳｉＯ_５：Ｃｅ１．５ｍｏｌ％（ＧＳＯ：Ｃｅ１．５ｍｏｌ％）、ＰＲはＧｄ_２ＳｉＯ_５：Ｃｅ０．５ｍｏｌ％（ＧＳＯ：Ｃｅ０．５ｍｏｌ％）のものに相当する。

ここで２段構造のシンチレータアレイをもつγ線検出器１０に対して、シンチレータアレイの識別手段に要するパラメータＴ_１、Ｔ_２、Ｋを決定する手法を説明する。図６に示すようにγ線検出器単体の第１の検査段階として、γ線検出器１０は暗箱１５内に設置され、パラメータの初期値を検査用処理回路１６に入力する。この状態で、鉛コリメータ３６によりコリメートされたＲｉ線源３５からのγ線がシンチレータアレイ１１Ｆのみに照射される。このとき、入力されているパラメータをもとに、検査用処理回路１６内では判別計算によりシンチレータアレイ１１Ｆからの信号であると判断された信号カウントＮ_１と、シンチレータアレイ１１Ｒからの信号であると判断された信号カウントＮ_２が算出される。

次に図７に示すように、この状態で、鉛コリメータ３６によりコリメートされたＲｉ線源３５からのγ線がシンチレータアレイ１１Ｒのみに照射される。このとき、入力されているパラメータをもとに、検査用処理回路１６内では判別計算によりシンチレータアレイ１１Ｒからの信号であると判断された信号カウントＮ_２’と、シンチレータアレイ１１Ｆからの信号であると判断された信号カウントＮ_１’が算出される。

さらに図８に示すように、線源を使用しない状態では自然放射線１７によるカウントが主に計測される。このバックグラウンドの状態において、検査用処理回路１６内では判別計算によりシンチレータアレイ１１Ｆの信号であると判断された信号カウントＮ_１ｂとシンチレータアレイ１１Ｒからの信号であると判断された信号カウントＮ_２ｂが算出される。

ここで、第１の信号カウント比としてＲ_１＝（Ｎ_１−Ｎ_１ｂ） ／ （Ｎ_２−Ｎ_２ｂ）と Ｒ_１’＝（Ｎ_２’−Ｎ_２ｂ） ／ （Ｎ_１’−Ｎ_１ｂ）を定義する。ＲとＲ’の両者の値が等しくかつ最大となる場合のパラメータＴ_１、Ｔ_２、Ｋを最適値として定める。

次に図９に示すようにγ線検出器単体の第２の検査段階として、γ線検出器１０を暗箱１５内に設置し、前項で決定した最適なパラメータＴ_１、Ｔ_２、Ｋを検査用処理回路１６に入力する。この状態において、γ線検出器１０に対して距離ｄだけ離れた位置にＲｉ線源３５を配置しγ線検出器１０の前面からγ線を照射する。ここで距離ｄはＰＥＴ装置上での中心からγ線検出器表面までの距離と等しい値である。このとき、入力されているパラメータをもとに、検査用処理回路１６内では判別計算によりシンチレータアレイ１１Ｆからの信号であると判断された信号カウントＮ_Ｆと、シンチレータアレイ１１Ｒからの信号であると判断された信号カウントＮ_Ｒが算出される。ここで、第２の信号カウント比としてＲ_２＝Ｎ_Ｆ ／ Ｎ_Ｒ を定義する。ここまではγ線検出器単体での検査段階である。

次に図１０に示すように第３の検査段階として、複数のγ線検出器１０を、筐体（図示していない）に、実際のＰＥＴ装置で構成される数だけ搭載する。各々のγ線検出器１０は装置用処理回路１８とつながっている。図１０ではγ線検出器は全周のうち１／４のみを表わしているが、実際には全周存在し適当な暗箱（図示していない）に収納されている。なお、筐体は、実際にＰＥＴ装置を構成するものを使用することが望ましいが、別途検査用の筐体を用いても良い。

このとき、検査段階で使用していた検査用処理回路１６と装置用処理回路１８は同じ規格で製造されているにもかかわらず、ゲインアンプなどの温度特性などが若干異なり個体差を発生しており、前項で決定した最適なパラメータＴ_１、Ｔ_２、Ｋが必ずしも一致していない。従って、ここで新たに最適なパラメータを決める必要があるが、仮に初期値として前項で決定した最適なパラメータＴ_１、Ｔ_２、Ｋを装置用処理回路１８に入力しておく。そして図１０に示すようにすべてのγ線検出器１０に対して距離ｄだけ離れたＰＥＴ装置上での中心位置にＲｉ線源３７を配置し、すべてのγ線検出器１０の前面からγ線を照射する。

このとき、入力されているパラメータをもとに、装置用処理回路１８内では判別計算によりシンチレータアレイ１１Ｆからの信号であると判断された信号カウントＮ_Ｆ’と、シンチレータアレイ１１Ｒからの信号であると判断された信号カウントＮ_Ｒ’が算出される。

ここで、第３の信号カウント比としてＲ_３＝Ｎ_Ｆ’／Ｎ_Ｒ’ を定義する。そこで前項で求めた第２の信号カウント比としてのＲ_２＝Ｎ_Ｆ／Ｎ_Ｒと、今回算出された第３の信号カウント比としてのＲ_３＝Ｎ_Ｆ’／Ｎ_Ｒ’が等しくなるようなパラメータの条件を見つけ、それをシンチレータアレイの識別手段に要するパラメータ最適値Ｔ_１’、Ｔ_２’、Ｋ’として決定する。

以上のように検査段階での第２の信号カウント比データを用いてＰＥＴ装置としての第３の信号カウント比が等しくなるようにパラメータ最適値Ｔ_１’、Ｔ_２’、Ｋ’を決定しているため非常に正確にパラメータの最適値を決定することができる。

（第二実施例）
以下、本発明のγ線検出器の第二実施例の構成を図面に示し詳細に説明する。これはさらに厳密に最適値を決定する場合に使用するものである。シンチレータアレイの識別手段としては、γ線検出器単体の第１の検査段階で求める、第１の信号カウント比であるＲ_１＝（Ｎ_１−Ｎ_１ｂ） ／ （Ｎ_２−Ｎ_２ｂ） と Ｒ_１’＝（Ｎ_２’−Ｎ_２ｂ） ／ （Ｎ_１’−Ｎ_１ｂ）を定義し、ＲとＲ’の両者の値が等しくかつ最大となる場合のパラメータＴ_１、Ｔ_２、Ｋを最適値として定めるところまでは。第一実施例と全く同じである（図６〜図８）。

次に図１１に示すようにγ線検出器単体の第２の検査段階として、γ線検出器１０を暗箱１５内に設置し、前項で決定した最適なパラメータＴ_１、Ｔ_２、Ｋを検査用処理回路１６に入力する。この状態において、γ線検出器１０に対して距離ｄだけ離れた位置にＲｉ線源３５を配置しγ線検出器１０の前面からγ線を照射する。ここで距離ｄはＰＥＴ装置上での中心からγ線検出器表面までの距離と等しい値である。このとき、入力されているパラメータをもとに、検査用処理回路１６内では判別計算によりシンチレータアレイ１１Ｆからの信号であると判断された信号カウントＮ_Ｆと、シンチレータアレイ１１Ｒからの信号であると判断された信号カウントＮ_Ｒが算出される。ここで、第２の信号カウント比としてＲ_２＝Ｎ_Ｆ ／ Ｎ_Ｒ を定義する。

さらにこの状態において、図１２に示すようにγ線検出器１０に対して距離ｄ’だけ離れた位置にＲｉ線源３５を配置しγ線検出器１０の後面からγ線を照射する。ここで距離ｄ’はのちにＰＥＴ装置上にγ線検出器を搭載したときにγ線検出器１０の後面からＲｉ線源までの距離と等しい値である。このとき、入力されているパラメータをもとに、検査用処理回路１６内では判別計算によりシンチレータアレイ１１Ｆからの信号であると判断された信号カウントＮ_Ｆｂと、シンチレータアレイ１１Ｒからの信号であると判断された信号カウントＮ_Ｒｂが算出される。ここで、第２の信号カウント比としてＲ_２ｂ＝Ｎ_Ｆｂ ／ Ｎ_Ｒｂ を定義する。ここまではγ線検出器単体での検査段階である。

次に図１３に示すように第３の検査段階として、複数のγ線検出器１０を、筐体（図示していない）に、実際のＰＥＴ装置で構成される数だけ搭載する。各々のγ線検出器１０は装置用処理回路１８とつながっている。図１３ではγ線検出器は全周のうち１／４のみを表わしているが、実際には全周存在し適当な暗箱（図示していない）に収納されている。なお、筐体は、実際にＰＥＴ装置を構成するものを使用することが望ましいが、別途検査用の筐体を用いても良い。

このとき、検査段階で使用していた検査用処理回路１６と装置用処理回路１８は同じ規格で製造されているにもかかわらず、ゲインアンプなどの温度特性などが若干異なり個体差を発生しており、前項で決定した最適なパラメータＴ_１、Ｔ_２、Ｋが必ずしも一致していない。従って、ここで新たに最適なパラメータを決める必要があるが、仮に初期値として前項で決定した最適なパラメータＴ_１、Ｔ_２、Ｋを装置用処理回路１８に入力しておく。そして図１３に示すようにすべてのγ線検出器１０に対して距離ｄだけ離れたＰＥＴ装置上での中心位置にＲｉ線源３７を配置し、すべてのγ線検出器１０の前面からγ線を照射する。

このとき、入力されているパラメータをもとに、装置用処理回路１８内では判別計算によりシンチレータアレイ１１Ｆからの信号であると判断された信号カウントＮ_Ｆ’と、シンチレータアレイ１１Ｒからの信号であると判断された信号カウントＮ_Ｒ’が算出される。ここで、第３の信号カウント比としてＲ_３＝Ｎ_Ｆ’ ／ Ｎ_Ｒ’ を定義する。そこで前項で求めた第２の信号カウント比としてのＲ_２＝Ｎ_Ｆ ／ Ｎ_Ｒと、今回算出された第３の信号カウント比としてのＲ_３＝Ｎ_Ｆ’ ／ Ｎ_Ｒ’が等しくなるようなパラメータの条件を見つけ、それをシンチレータアレイの識別手段に要するパラメータ最適値Ｔ_１’、Ｔ_２’、Ｋ’として決定する。

さらに図１３に示すようにすべてのγ線検出器１０に対して距離ｄ’だけ離れたＰＥＴ装置上での位置にＲｉ線源３８（Ｒｉ線源３７も図示しているがこのときは存在しない）を配置し、すべてのγ線検出器１０について順次後面からγ線を照射する。

このとき、入力されているパラメータをもとに、装置用処理回路１８内では判別計算によりシンチレータアレイ１１Ｆからの信号であると判断された信号カウントＮ_Ｆｂ’と、シンチレータアレイ１１Ｒからの信号であると判断された信号カウントＮ_Ｒｂ’が算出される。ここで、第３の信号カウント比としてＲ_３＝Ｎ_Ｆｂ’ ／ Ｎ_Ｒｂ’ を定義する。そこで前項で求めた第２の信号カウント比としてのＲ_２＝Ｎ_Ｆｂ ／ Ｎ_Ｒｂと、今回算出された第３の信号カウント比としてのＲ_３＝Ｎ_Ｆｂ’ ／ Ｎ_Ｒｂ’が等しくなるようなパラメータの条件を見つけ、それをシンチレータアレイの識別手段に要するパラメータ最適値Ｔ_１’’、Ｔ_２’’、Ｋ’’として決定する。

ここで、パラメータ最適値Ｔ_１’、Ｔ_２’、Ｋ’とパラメータ最適値Ｔ_１’’、Ｔ_２’’、Ｋ’’の各々の中間値をとることにより、さらに正確にパラメータの最適値を決定することができる。

（第三実施例）
以下、本発明のγ線検出器の第三実施例の構成を図面に示し詳細に説明する。シンチレータアレイの識別手段としては、γ線検出器単体の第１の検査段階で求める、第１の信号カウント比であるＲ_１＝（Ｎ_１−Ｎ_１ｂ） ／ （Ｎ_２−Ｎ_２ｂ） と Ｒ_１’＝（Ｎ_２’−Ｎ_２ｂ） ／ （Ｎ_１’−Ｎ_１ｂ）を定義し、ＲとＲ’の両者の値が等しくかつ最大となる場合のパラメータＴ_１、Ｔ_２、Ｋを最適値として定めるところまでは、第一実施例と全く同じである（図６〜図８）。

次に図１４に示すようにγ線検出器単体の第２の検査段階として、γ線検出器１０を暗箱１５内に設置し、前項で決定した最適なパラメータＴ_１、Ｔ_２、Ｋを検査用処理回路１６に入力する。この状態において、γ線検出器１０に対して距離ｌだけ離れた位置にＲｉ線源３５を配置しγ線検出器１０の側面からγ線を照射する。ここで距離ｌはＰＥＴ装置上でのトランスミッション用線源からγ線検出器表面までの距離と等しい値である。このとき、入力されているパラメータをもとに、検査用処理回路１６内では判別計算によりシンチレータアレイ１１Ｆからの信号であると判断された信号カウントＮ_Ｆｃと、シンチレータアレイ１１Ｒからの信号であると判断された信号カウントＮ_Ｒｃが算出される。ここで、第２の信号カウント比としてＲ_２＝Ｎ_Ｆｃ ／ Ｎ_Ｒｃ を定義する。ここまではγ線検出器単体での検査段階である。

次に図１５に示すように第３の検査段階として、複数のγ線検出器１０を、筐体（図示していない）に、実際のＰＥＴ装置で構成される数だけ搭載する。各々のγ線検出器１０は装置用処理回路１８とつながっている。図１５ではγ線検出器は全周のうち１／４のみを表わしているが、実際には全周存在し適当な暗箱（図示していない）に収納されている。なお、筐体は、実際にＰＥＴ装置を構成するものを使用することが望ましいが、別途検査用の筐体を用いても良い。このとき、検査段階で使用していた検査用処理回路１６と装置用処理回路１８は同じ規格で製造されているにもかかわらず、ゲインアンプなどの温度特性などが若干異なり個体差を発生しており、前項で決定した最適なパラメータＴ_１、Ｔ_２、Ｋが必ずしも一致していない。従って、ここで新たに最適なパラメータを決める必要があるが、仮に初期値として前項で決定した最適なパラメータＴ_１、Ｔ_２、Ｋを装置用処理回路１８に入力しておく。

図１５に示すようにすべてのγ線検出器１０に対して距離ｌだけ離れた位置に回転式のトランスミッション用線源３９が配置されている。なおトランスミッション用線源３９とトランスミッション用検出器４０は吸収補正データ取得のため、ＰＥＴ装置では一般的に装備されているものでトランスミッション用線源３９は回転機構４２によって順次トランスミッション用検出器４０を照射できるようになっている。トランスミッション用線源３９は鉛箱４１内に配置されており、γ線検出器１０を照射するための開閉式の窓と、トランスミッション用検出器４０を照射するための開閉式の窓を備えている。これを利用してすべてのγ線検出器１０について回転機構４２により順次側面からγ線を照射する。

このとき、入力されているパラメータをもとに、装置用処理回路１８内では判別計算によりシンチレータアレイ１１Ｆからの信号であると判断された信号カウントＮ_Ｆｃ’と、シンチレータアレイ１１Ｒからの信号であると判断された信号カウントＮ_Ｒｃ’が算出される。ここで、第３の信号カウント比としてＲ_３＝Ｎ_Ｆｃ’ ／ Ｎ_Ｒｃ’ を定義する。そこで前項で求めた第２の信号カウント比としてのＲ_２＝Ｎ_Ｆｃ ／ Ｎ_Ｒｃと、今回算出された第３の信号カウント比としてのＲ_３＝Ｎ_Ｆｃ’ ／ Ｎ_Ｒｃ’が等しくなるようなパラメータの条件を見つけ、それをシンチレータアレイの識別手段に要するパラメータ最適値Ｔ_１’、Ｔ_２’、Ｋ’として決定する。

以上のような方法をとることにより正確にかつ特別な外部線源を用いることなく簡便にパラメータの最適値を決定することができるため高画質を保持し、簡便な作業でこれを達成できる核医学診断装置を提供することが可能である。また、実際のＰＥＴ装置にγ線検出器を搭載した後はＰＥＴ装置に合わせた大規模な鉛コリメータジグが不要となり作業は非常に簡便なもので済む。

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。

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。

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。

上述した実施例では、シンチレータブロック１は、シンチレータアレイ１１Ｆとシンチレータアレイ１１Ｒ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アレイ１１Ｆ、１１Ｒ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。

上述した実施例では、受光素子を光電子増倍管３１〜３４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。

以上のように、この発明は、医療用や産業用の放射線撮影装置に適している。

Claims (4)

1. 互いに発光パルスの減衰時間が異なる複数のシンチレータアレイをγ線入射深さ方向に光学的に結合配置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変換器と、から構成される複数のγ線検出器と、
   前記γ線検出器からのデジタル信号に基づいて信号カウント比を算出する装置用処理回路と、
   前記複数のγ線検出器を搭載する筐体と、
   前記複数のγ線検出器の夫々を前記筐体に搭載せず、前記装置用処理回路とは別の検査用処理回路に接続した状態で、γ線を前記シンチレータアレイの夫々に照射した際に得られる前記デジタル信号に基づいて第１の信号カウント比を算出し、γ線を前記シンチレータブロックに照射して測定することにより第２の信号カウント比を求めると共に、前記複数のγ線検出器の夫々を前記筐体に搭載し、前記装置用処理回路に接続した状態で、γ線を前記γ線検出器の夫々が有する前記シンチレータブロックに照射して測定することにより第３の信号カウント比を求め、前記第１の信号カウント比、前記第２の信号カウント比、及び前記第３の信号カウント比に基づいて、識別用パラメータを決定する識別用パラメータ決定手段と、
   前記識別用パラメータに基づいて、測定対象のγ線が、前記複数のγ線検出器の夫々が有するいずれの前記シンチレータアレイに入射したかを識別する識別手段とを有することを特徴とする核医学診断装置。
2. 前記第２の信号カウント比および前記第３の信号カウント比は、γ線を前記シンチレータブロックの前面または後面より照射して測定することにより求めることを特徴とする請求項１に記載の核医学診断装置。
3. 前記第２の信号カウント比および前記第３の信号カウント比は、γ線を前記シンチレータブロックの側面より照射して測定することにより求めることを特徴とする請求項１に記載の核医学診断装置。
4. 前記第３の信号カウント比を求めるためのγ線の照射は、トランスミッション用線源によることを特徴とする請求項３に記載の核医学診断装置。

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