TWI444646B - 正電子ｃｔ裝置及時序修正方法 - Google Patents

正電子ｃｔ裝置及時序修正方法 Download PDF

Info

Publication number
TWI444646B
TWI444646B TW100117139A TW100117139A TWI444646B TW I444646 B TWI444646 B TW I444646B TW 100117139 A TW100117139 A TW 100117139A TW 100117139 A TW100117139 A TW 100117139A TW I444646 B TWI444646 B TW I444646B
Authority
TW
Taiwan
Prior art keywords
time difference
detector
scintillator element
scintillator
detectors
Prior art date
Application number
TW100117139A
Other languages
English (en)
Other versions
TW201200894A (en
Inventor
Tomoaki Tsuda
Masanobu Sato
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 TW201200894A publication Critical patent/TW201200894A/zh
Application granted granted Critical
Publication of TWI444646B publication Critical patent/TWI444646B/zh

Links

Classifications

    • 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
    • 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
    • A61B6/4266—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a plurality of detector units
    • 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
    • A61B6/48—Diagnostic techniques
    • A61B6/485—Diagnostic techniques involving fluorescence X-ray imaging
    • 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
    • G01T1/161—Applications in the field of nuclear medicine, e.g. in vivo counting
    • G01T1/164—Scintigraphy
    • G01T1/1641—Static instruments for imaging the distribution of radioactivity in one or two dimensions using one or several scintillating elements; Radio-isotope cameras
    • G01T1/1647—Processing of scintigraphic data
    • 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
    • G01T1/17—Circuit arrangements not adapted to a particular type of detector
    • G01T1/172—Circuit arrangements not adapted to a particular type of detector with coincidence circuit arrangements
    • 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
    • G01T1/208—Circuits specially adapted for scintillation detectors, e.g. for the photo-multiplier section
    • 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)

Landscapes

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

Description

正電子CT裝置及時序修正方法
本發明係有關一種檢測從被施藥之受檢體內的正電子放射性藥劑所放出的放射線之正電子CT裝置及時序修正方法。
正電子CT裝置，亦即PET(Positron Emission Tomography；正電子發射斷層攝影術)裝置係建構成：檢測因正電子(Positron)，即正電子之消滅所產生的複數條γ射線且僅在複數個檢測器同時檢測到γ射線時(亦即僅在同時計數(coincidence counting)時)重建受檢體的畫像。
在進行同時計數時使用同時計數電路。然而，信號會在從各檢測器迄至同時計數電路為止的信號通道產生時間延遲。此時間延遲在各信號通道會有偏差。因此，有必要進行調整在各信號通道之延遲時間以使γ射線到達同時計數電路的時序一致之時序修正。
於是，為進行這樣的時序修正，需使用校正用的放射線源(外部放射線源)或模擬信號以取得校正資料，依據其校正資料來調整信號轉送之時差(例如，參照專利文獻1～3)。此外，在近年，提案一種採用限定正電子的對撞崩毀發生地點之時差資訊(飛行時間)(TOF: Time Of Flight)的技術(例如，參照專利文獻4)。TOF係一種採用互毀輻射是光速的情況，將從對撞崩毀發生地點到達檢測器的時差，換算成從對撞崩毀發生地點迄至基於檢測器的閃爍器元件之光源產生位置為止的距離差，藉以求得對撞崩毀發生地點的技術。
茲敘述上述的專利文獻1所記載之信號的時序修正方法。檢測器檢測由放射線源所照射的放射線，將表示放射線射入檢測器的放射線射入時序的時序信號，經由延遲調整電路輸入於同時計數電路。接受此時序信號之輸入並測定同時計數電路的輸出，按照各信號通道來測定放射線的感度(亦即計數)。之後，一邊改變延遲調整電路所調整的延遲量一邊測定上述的感度，求取相對於延遲量變化的感度分布。將所測定的感度是最高的延遲量用在延遲調整電路，藉以修正信號的時間延遲。
茲就上述的專利文獻2所記載之信號的時序修正方法作敘述。將校正用的放射線源(外部放射線源)設置在PET裝置的視野(FOV: Field of View)內。在此處，將複數個檢測器作環狀(ring)排列。以某個檢測器作為基準，將和其基準的檢測器具有共通的視野之複數個檢測器的時序值予以平均，求得其平均的時序值當作相對於基準的檢測器之時間延遲值。將基準的檢測器所鄰接的檢測器作為新基準，同樣地求得時間延遲值，求取最初求得之時間延遲值與下一個求得之時間延遲值的差分而作為基準修正值。透過使用其基準修正值使時間一致而進行時序修正。以下，在依序鄰接的檢測器進行同樣的運算，藉以在環狀排列的檢測器上繞1周時進行與全部的檢測器相關之時序修正。
茲就上述的專利文獻3所記載之信號的時序修正方法作敘述。將模擬信號產生裝置所輸出的模擬信號朝複數個信號處理裝置(信號處理單元)分別輸入，基於各信號處理裝置的輸出生成校正資料以進行時序修正。
又，上述的專利文獻4中，將可識別引起相互作用之深度方向的光源位置(DOI: Depth of Interaction)的DOI檢測器裝入TOF型PET裝置。DOI檢測器係於放射線(此處為γ射線)的深度方向積層各個閃爍器元件所構成者，且透過重心運算以求得引起相互作用之深度方向與橫方向(在與射入面平行的方向)的座標資訊。將對應於此座標資訊的檢測時刻修正資訊寫入表格並記憶，透過參照其檢測時刻修正資訊以提高飛行時差之資訊精度。
[專利文獻1]特公平6-19436號公報
[專利文獻2]專利第3343122號說明書
[專利文獻3]特開2006-90827號公報
[專利文獻4]特開2008-51701號公報
然而，在上述的專利文獻1之情況，為求得延遲量需反覆測定。又，在上述的專利文獻2之情況，在具有和基準的檢測器共通視野的複數個檢測器間，時間並不一致。因此，即便是將彼等檢測器的時序值平均，並將其平均後的時序值用作為時間延遲值，繞環形排列的檢測器1周，時間還是完全不一致。其結果，有必要在環形排列的檢測器上繞複數周(例如2～3周)份量地反覆上述的運算，迄至求得最適當的時間延遲值為止。
又，在上述的專利文獻3的情況，成為除了檢測器以外還另需模擬信號產生裝置。又，由於僅修正在信號處理裝置之延遲，所以在針對用以識別如上述的專利文獻4那樣會引起相互作用的深度方向的光源位置之DOI檢測器需要與毀滅放射線和閃爍器元件會引起相互作用的深度方向及橫方向之座標資訊相對應的檢測時刻修正資訊之情況，並無法求得檢測時刻修正資訊。
本發明係有鑒於這樣的情況而完成者，目的在於提供一種未多次反覆測定或運算且可正確地進行同時計數之正電子CT裝置及時序修正方法。
本發明為達成這樣的目的而採取以下那樣的構成。
亦即，本發明的正電子CT裝置，係具備用以檢測從被施藥之受檢體內的正電子放射性藥劑所放出之放射線的複數個檢測器，該正電子CT裝置之特徵為具備：運算手段，關於表示相對於進行放射線同時計數用的各檢測器對之時差變化的計數值分布之時差直方圖，係選擇2個要進行同時計數的對象檢測器，選擇該所選之2個檢測器當中的一檢測器，並選擇不同於另一檢測器的檢測器，在反覆進行該選擇之際，將和過去所選擇的2個檢測器相關連的時差直方圖設為基準，依據該基準來修正和本次所選擇的2個檢測器相關連之時差直方圖，反覆進行以和該已修正過的2個檢測器相關連的時差直方圖作為新基準的作業；及同時計數電路，依據利用前述運算手段反覆修正後的各檢測器對之前述時差直方圖，進行放射線同時計數。
依據本發明的正電子CT裝置，關於表示相對於進行放射線同時計數用的各檢測器對之時差變化的計數值分布之時差直方圖，運算手段係進行以下的運算。亦即，選擇2個要進行同時計數之對象的檢測器，選擇該所選之2個檢測器中的一檢測器，且選擇不同於另一檢測器的檢測器，在反覆進行該選擇之際，以和過去所選擇的2個檢測器相關連之時差直方圖作為基準，依據該基準來修正和本次所選擇的2個檢測器相關連的時差直方圖。接著，反覆進行以和該已修正過的2個檢測器相關連之時差直方圖作為新基準的作業。如此，將和過去所選擇的2個檢測器相關連之時差直方圖作為基準，依據該基準來修正和本次所選擇的2個檢測器相關連的時差直方圖，透過反覆進行以和該已修正過的2個檢測器相關連之時差直方圖作為新基準的作業，相較於例如上述專利文獻2那樣取複數個檢測器之時序值平均的情況，在求取最適當的時差直方圖之際的收斂性較佳。因此，可在未反覆多次測定或運算之下求得最適當的時差直方圖。且，同時計數電路依據上述之反覆修正之各檢測器對的時差直方圖，對放射線作同時計數，故可正確地進行同時計數。其結果，不需反覆多數測定或運算且能正確地進行同時計數。
又，本發明的時序修正方法，係對從被施藥之受檢體內的正電子放射性藥劑所放出的放射線進行同時計數用的時序修正方法，其特徵為具備：直方圖修正工程，關於用以表示相對於進行放射線同時計數用的各檢測器對之時差變化的計數值分布之時差直方圖，係選擇2個要進行同時計數之對象的檢測器，選擇該所選之2個檢測器當中的一檢測器，並選擇不同於另一檢測器的檢測器，在反覆進行該選擇之際，將和過去所選擇的2個檢測器相關連的時差直方圖設為基準，依據該基準來修正和本次所選擇的2個檢測器相關連的時差直方圖，反覆進行以和該已修正過的2個檢測器相關連的時差直方圖作為新基準的作業。
依據本發明的時序修正方法，關於各檢測器之對的時差直方圖，係在直方圖修正工程進行以下的修正。亦即，選擇2個要進行同時計數之對象的檢測器，選擇該所選之2個檢測器中的一檢測器，且選擇不同於另一檢測器的檢測器，在反覆進行該選擇之際，以和過去所選擇的2個檢測器相關連的時差直方圖為基準，依據該基準來修正和本次所選擇的2個檢測器相關連的時差直方圖。接著，反覆進行以和該已修正過的2個檢測器相關連的時差直方圖作為新基準的作業。其結果，可在未多次反覆測定或運算之下正確地進行時序修正。
上述彼等的正電子CT裝置及時序修正方法之一例為，將設成上述基準的時差直方圖中總計數值會成為最大的時差設為基準值，依據上述的基準值來修正時差直方圖的時差。時差直方圖中總計數值會成為最大的時間部位是最可能引起同時計數的時序。因此，透過依據其時序的基準值來修正時差直方圖的時差，能使其時序一致。
上述彼等的正電子CT裝置及時序修正方法之另一例為，將上述基準的時差直方圖中位在總計數值會成為最大的時差與總計數值是第二大的時差之中間值的時差設為基準值，依據上述的基準值來修正時差直方圖的時差。如同後述，在檢測器備有具備自放射能的閃爍器元件之情況，另一檢測器的閃爍器元件檢測到最多來自於一檢測器的閃爍器元件之自放射能的放射線之時序、及一檢測器的閃爍器元件檢測到最多來自於另一檢測器的閃爍器元件之自放射能的放射線之時序，係總計數值會成為最大的時間部位、或總計數值是第二大的時間部位。由此可知，屬彼等時序的2個時差的中間值是最可能引起同時計數的時序。因此，透過依據其時序的中間值之基準值來修正時差直方圖的時差，能使其時序一致。
上述的檢測器除了具備單個閃爍器元件的構造以外，亦有是具備複數個閃爍器元件的構造。在後者的構造之情況，可依照由複數個閃爍器元件構成的閃爍器元件群(亦即檢測器單位)來進行修正，但亦可如以下那樣依照1個閃爍器元件構成的閃爍器元件單位來進行，使精度更提升。
例如，關於進行放射線同時計數用的各檢測器之1個閃爍器元件所成的閃爍器元件單位對的時差直方圖，係進行以下的運算/修正。亦即，選擇2個要進行同時計數之對象的檢測器的閃爍器元件單位，選擇該所選之2個閃爍器元件單位當中的一檢測器的閃爍器元件單位，並選擇和另一檢測器的閃爍器元件單位不同的閃爍器元件單位，在反覆進行該選擇之際，將與過去所選擇的2個檢測器的閃爍器元件單位相關連的時差直方圖作為基準，依據該基準來修正和本次所選擇的2個檢測器之閃爍器元件單位相關連的時差直方圖。接著，反覆進行以和該已修正過的2個檢測器之閃爍器元件單位相關連的時差直方圖作為新基準的作業。因為像這樣按各閃爍器元件單位進行修正，故相較於按各檢測器單位進行修正的情況更能提升精度。
又例如，關於進行放射線同時計數用的各檢測器當中之一檢測器的複數個閃爍器元件所成的閃爍器元件群與另一檢測器的1個閃爍器元件所成的閃爍器元件單位的對之時差直方圖，係進行以下的運算/修正。亦即，選擇要進行同時計數之對象的檢測器中的一檢測器的閃爍器元件群與另一檢測器的閃爍器元件單位，選擇該所選之閃爍器元件群和閃爍器元件單位當中的該閃爍器元件群，並選擇和另一檢測器的閃爍器元件單位不同的閃爍器元件單位，在反覆進行該選擇之際，以和過去所選擇的閃爍器元件群及閃爍器元件單位相關連的時差直方圖作為基準，依據該基準來修正和本次所選擇的閃爍器元件群和閃爍器元件單位相關連的時差直方圖。然後，反覆進行以與該已修正過的閃爍器元件群和閃爍器元件單位相關連的時差直方圖作為新基準的作業。因為是按各閃爍器元件群及閃爍器元件單位作修正，故相較於按各檢測器單位進行修正的情況更能提升精度。且，相較於按各閃爍器元件單位進行修正的情況更能減輕運算時間或負擔。
又，在正電子CT裝置中，上述的檢測器亦可為於放射線的深度方向積層各個閃爍器元件所構成的DOI檢測器。透過將本發明應用於DOI檢測器，在例如上述的專利文獻4那樣是需要和引起相互作用的深度方向等之座標資訊對應的檢測時刻修正資訊之情況，可求得檢測時刻修正資訊。
在上述彼等的正電子CT裝置及時序修正方法中，具備照射和上述的放射性藥劑同類的放射線之外部放射線源，或從內部照射和放射性藥劑同類的放射線之模型(phantom)，亦可依據來自外部放射線源或模型的放射線取得上述的時差直方圖，檢測器係備有具備自放射能的閃爍器元件，亦可依據來自於自放射能的放射線以取得上述的時差直方圖。
依據本發明的正電子CT裝置及時序修正方法，係選擇2個要進行同時計數之對象的檢測器，且選擇該所選之2個檢測器當中的一檢測器，而且選擇和另一檢測器不同的檢測器，在反覆進行其選擇之際，將和過去所選擇的2個檢測器相關連的時差直方圖作為基準，依據該基準來修正和本次所選擇的2個檢測器相關連的時差直方圖。然後，反覆進行以和該已修正過的2個檢測器相關連的時差直方圖作為新基準的作業。其結果，可在未多次反覆測定或運算下且正確地進行時序修正。
[實施例1]
以下，參照圖面來說明本發明的實施例1。圖1係實施例1的PET(Positron Emission Tomography)裝置之側視圖及方塊圖，圖2係γ射線檢測器的概略斜視圖，圖3係PET裝置中呈環狀配置的γ射線檢測器之前視圖及其相關方塊圖。
包括後述的實施例2～4在內，本實施例1的PET裝置係如圖1所述，具備有載置受檢體M的頂板1。此頂板1建構成：上下地昇降移動，且沿著受檢體M的體軸Z平行移動。透過這樣的構成，載置於頂板1的受檢體M通過後述之門形構架2的開口部2a而從頭部朝腹部、足部依序被掃描以取得受檢體M的畫像。此外，未針對掃描部位或各部位的掃描順序作特別限定。
除了頂板1以外，本實施例1的PET裝置還具備：具有開口部2a的門形構架2、及γ射線檢測器3。γ射線檢測器3係以環繞受檢體M的體軸Z周圍的方式作環狀配置，且埋設於門形構架2內。γ射線檢測器3係相當於本發明中的檢測器。
除此之外，本實施例1的PET裝置還具備：頂板驅動部4、控制器5、輸入部6、輸出部7、記憶部8、檢測器信號處理部9、同時計數電路10、資料收集‧控制部11、及重建處理部12。頂板驅動部6係使頂板1可進行上述移動的方式作驅動的機構，且由省略圖示的馬達等所構成。同時計數電路10係相當於本發明中的同時計數電路，資料收集‧控制部11係相當於本發明中的運算手段。
控制器5係統籌控制構成本實施例1的PET裝置之各部分。控制器5及資料收集‧控制部11係由中央運算處理裝置(CPU)等所構成。
輸入部6係將操作者所輸入的資料或命令送入於控制器5。輸入部6係由以滑鼠、鍵盤、搖桿、軌跡球或觸控面板等代表的指示裝置所構成。輸出部7係由螢幕等代表的顯示部或印表機等所構成。
記憶部8係由ROM(Read-only Memory)或RAM(Random-Access Memory)等代表的記憶媒體所構成。本實施例1中，經同時計數電路10同時計數後的計數值(count)、或由同時計數的2個γ射線檢測器3構成的檢測器對、或與稱為LOR的同時計數相關連的資料、或經重建處理部12處理過的畫像等係寫入RAM並予以記憶，因應需要而從RAM讀出。ROM預先記憶有包含各種的核醫學診斷在內之進行攝像用的程式等，透過控制器5及資料收集‧控制部11執行其程式而分別進行因應其程式的核醫學診斷。此外，LOR(Line Of Response)是指在進行同時計數的2個γ射線檢測器3間連結之假想的直線。
重建處理部12係透過控制器5執行例如被記憶在由上述記憶部8等所代表的記憶媒體的ROM之程式或藉輸入部6等所代表的指示裝置輸入的命令而實現。
γ射線檢測器3的閃爍器塊31將從被施予放射性藥劑的受檢體M所產生的γ射線(參照圖2)變換成光，γ射線檢測器3的光電子倍增管(PMT: Photo Multiplier Tube)33使被變換的光(參照圖2)倍增並變換成電氣信號。將其電氣信號經由檢測器信號處理部9送入於同時計數電路10。
具體言之，當施予受檢體M放射性藥劑時，藉由正電子放出型的RI之正電子消滅而產生2條γ射線。同時計數電路10係檢查閃爍器塊31(參照圖2)的位置和γ射線的射入時序，僅在受檢體M兩側的2個閃爍器塊31有γ射線同時射入時，判定被送入的事件為適當的資料。而在γ射線僅射入一方的閃爍器塊31時，同時計數電路10不予採納。亦即，同時計數電路10係依據上述的電氣信號，檢測2個γ射線檢測器3中已同時觀測到γ射線的情形。
送入於同時計數電路10的電氣信號當中判定，被同時觀測(亦即同時計數)的電氣信號作為畫像資訊，將其畫像資訊經由資料收集‧控制部11送入重建處理部12。重建處理部12係根據順投影處理或逆投影處理進行畫像重建，求得受檢體M的畫像。將畫像經由控制器5送入於輸出部7。藉此，依據重建處理部12所獲得之畫像來進行核醫學診斷。關於利用重建處理部12的畫像重建，應用DRAMA法(Dynamic Row-Action Maximum Likelihood Algorithm)等公知的逐步逼近算法。關於檢測器信號處理部9及資料收集‧控制部11之具體的機能將於後面述及。
γ射線檢測器3係如圖2所示，具備：閃爍器塊31、與該閃爍器塊31光學結合的光導32、以及與該光導32光學結合的光電子倍增管(以下，僅省略記載成「PMT」)33。構成閃爍器塊31的各閃爍器元件係伴隨γ射線之射入而發光，藉以從γ射線變換成光。閃爍器元件依該變換而檢測γ射線。閃爍器元件中發光的光在閃爍器塊31被充分地擴散，經由光導32輸入PMT33。PMT33係使藉閃爍器塊31變換的光倍增並變換成電氣信號。其電氣信號係如同上述那樣經由檢測器信號處理部9被送入同時計數電路10。閃爍器塊31相當於本發明中的閃爍器元件，PMT33相當於本發明中的光電變換手段。
歸納以上所述，圖2所示的γ射線檢測器3係具備藉γ射線之射入而發出螢光的複數個閃爍器塊31、及透過將來自各閃爍器塊31的光進行光電變換以檢測γ射線的PMT33。又，圖2所示的γ射線檢測器3係於γ射線的深度方向積層各個閃爍器塊31(圖2中是積層4層)所構成的DOI檢測器。
此外，欲以同時計數電路10進行同時計數時，如同上述，信號會在從各γ射線檢測器3迄至同時計數電路10為止的信號通道發生時間延遲而無法正確地進行同時計數。於是，早於採用受檢體M的核醫學診斷，將預先使用外部放射線源或模型而獲得的修正用資料，以如圖3所示那樣經由檢測器信號處理部9及同時計數電路10送入於資料收集‧控制部11，資料收集‧控制部11係進行資料收集。然後，資料收集‧控制部11係進行將所收集的該修正用資料饋入檢測器信號處理部9的時序修正表格9b之回饋控制(反饋控制)而進行時序修正。
以通常採用受檢體M的核醫學診斷之攝像而言，γ射線檢測器3檢測從被施予放射性藥劑的受檢體M所產生的γ射線，並使其經由檢測器信號處理部9、同時計數電路10，再經由資料收集‧控制部11，在未進行時序修正之下送入於重建處理部12。一方面，以運用外部放射線源或模型的資料收集而言，γ射線檢測器3檢測來自外部放射線源或模型的γ射線，經由檢測器信號處理部9、同時計數電路10而送入於資料收集‧控制部11，資料收集‧控制部11係進行饋入檢測器信號處理部9的時序修正表格9b之控制而進行時序修正，調整在各個同時計數電路10之延遲量。
檢測器信號處理部9係具備：依據從γ射線檢測器3的PMT33輸出的電氣信號作成表示γ射線射入時序的信號(以下，亦稱為「時戳」)之時序信號作成電路9a、以及上述的時序修正表格9b。如同上述，各個γ射線檢測器3呈環狀配置，各γ射線檢測器3連接於檢測器信號處理部9的時序信號作成電路9a(圖3中僅示出2個時序信號作成電路9a)。時序信號作成電路9a連接於時序修正表格9b，時序修正表格9b連接於同時計數電路10。透過將連接於同時計數電路10的資料收集‧控制部11與時序修正表格9b連接，資料收集‧控制部11係進行對時序修正表格9b回饋的控制。
其次，針對時序修正，參照圖4～圖8作說明。圖4係表示一連串的時序修正方法之流程的流程圖，圖5係設有外部放射線源或模型時的γ射線檢測器之前視圖，圖6係時差直方圖的說明圖，圖7係表示基準檢測器和修正對象檢測器之切換的一實施態樣之前視圖，圖8乃不同於圖7的實施態樣，係表示基準檢測器和修正對象檢測器之切換的一實施態樣之前視圖。
(步驟S1)修正用資料之測定
如圖5(a)所述，將用以照射和放射性藥劑、即放射性同位元素(RI)同類的放射線(本實施例1中是γ射線)之外部放射線源RI設置在PET裝置的視野內。較佳為，透過將外部放射線源RI設置在視野內的中央區域，約呈180°對向的2個γ射線檢測器3係可大致同時地檢測來自外部放射線源RI的放射線，僅在從各γ射線檢測器3迄至同時計數電路10為止的信號通道之信號的時間延遲會成為時序修正的對象。因此，僅進行時序修正就能使γ射線到達同時計數電路10的時序一致。此外，除外部放射線源RI以外，如圖5(b)所述，亦可將從內部照射和放射性藥劑同類的放射線之模型Ph設置在PET裝置的視野內。在設置模型Ph的情況，亦仍以設置在視野內的中央區域較佳。外部放射線源RI係相當於本發明中的外部放射線源，模型Ph係相當於本發明中的模型。
γ射線檢測器3檢測來自外部放射線源RI或模型Ph的放射線並取得作為修正用資料，經由檢測器信號處理部9送入於同時計數電路10。如圖5所示以全部的γ射線檢測器3測定並取得修正用資料。
(步驟S2)作成時差直方圖
依據在步驟S1所測定的修正用資料，按照進行放射線同時計數用的各γ射線檢測器3的對作成時差直方圖。如圖6所述，時差直方圖為，針對按照各γ射線檢測器3的對將時戳的差分(亦即時差)(在圖6中以「時差(Difference Time)」表示)取為橫軸，而將計數值(在圖6中以「事件計數(Event Counts)」表示)取為縱軸時的時差變化之計數值分布。
將外部放射線源RI或模型Ph設置於視野的中央區域時，時差直方圖係可獲得如圖6(a)所示那樣以「0」為中心的度數分布。但在有因時間延遲導致偏差的情況，時差直方圖係如圖6(b)的實線所示左右地偏移。於是，認為時差直方圖由圖6(b)的實線返回虛線所示的以「0」為中心的度數分布那樣的偏移量是修正量。
(步驟S3)基準檢測器、修正對象檢測器之設定
其次，分別設定基準檢測器和修正對象檢測器。如圖7(a)所述，將1個γ射線檢測器3設為基準，將該設為基準的γ射線檢測器3(參照圖7(a)的塗黑部)設成基準檢測器S。將從該基準檢測器S所看到的PET裝置之視野內的各個γ射線檢測器3的對設為修正對象，將設為該修正對象的γ射線檢測器3設成修正對象檢測器C。
選擇該修正對象檢測器C當中與基準檢測器S呈約180°對向的γ射線檢測器3。將基準檢測器S作為第「1」個γ射線檢測器3並順時鐘賦予序號時，在如圖7所示全部120個的γ射線檢測器3之情況，第「61」個γ射線檢測器3係成為與基準檢測器S呈180°對向的γ射線檢測器3。此外，在全部是奇數個的γ射線檢測器的情況，由於無法選擇呈180°對向的γ射線檢測器3，故選擇約呈180°對向的γ射線檢測器3即可。將與基準檢測器S呈約180°對向的γ射線檢測器3(參照圖7(a)的灰色)設成對向檢測器O。
在這樣選擇2個要進行同時計數的對象之γ射線檢測器3之情況，圖7所示的實施態樣中，係選擇屬第「1」個γ射線檢測器3的基準檢測器S、及與其呈180°對向的第「61」個γ射線檢測器3(對向檢測器O)。將和該所選擇之屬第「1」個γ射線檢測器3的基準檢測器S、及與其呈180°對向的第「61」個γ射線檢測器3(對向檢測器O)相關連的時差直方圖設為基準。將設成此基準的時差直方圖作成如圖6(a)所示以「0」為中心的度數分布。因此，將設成基準的時差直方圖中總計數值會成為最大的時差設為「0」，將此時差「0」設成基準值。
(步驟S4)抽出成為修正對象的時差直方圖
將步驟S3所選之由基準檢測器S及對向檢測器O所成的2個γ射線檢測器3當中之一的基準檢測器S選作γ射線檢測器3，並選擇和屬另一γ射線檢測器3的對向檢測器O不同之修正對象檢測器C。亦即，分別選擇對向檢測器O以外的修正對象檢測器C和基準檢測器S，抽出成為修正對象的時差直方圖。在圖7(a)所示的情況，於步驟S3中，第「61」個γ射線檢測器3(對向檢測器O)包含在內，修正對象檢測器C係第「49」～第「73」個合計有25個的γ射線檢測器3，將和屬第「1」個γ射線檢測器3的基準檢測器S、第「61」個γ射線檢測器3(對向檢測器O)以外的第「49」～第「60」個及第「62」～第「73」個的各個修正對象檢測器C相關連的時差直方圖，抽出作為與本次所選擇的2個γ射線檢測器3相關連的時差直方圖。
(步驟S5)修正量之算出
與對向檢測器O以外的修正對象檢測器C和基準檢測器S相關連的時差直方圖，係相對於作為基準的時差直方圖產生偏差，而如上述像那樣圖6(b)的實線所示左右地偏移。於是，資料收集‧控制部11係求得使與步驟S4中本次所選擇的2個γ射線檢測器3相關連的時差直方圖可從圖6(b)的實線返回虛線所示的以「0」為中心的度數分布那樣的偏移量，作為修正量。
(步驟S6)全部的檢測器的修正量之算出已完成？判定是否已完成全部的γ射線檢測器3的修正量之算出。在未完成的情況，進入步驟S7，而既完成的情況，進入步驟S8。
(步驟S7)修正量之應用
應用在步驟S5求得的修正量，以使和本次所選擇的2個γ射線檢測器3相關連的時差直方圖返回以「0」為中心的度數分布的方式，僅偏移修正量的分量而分別修正該時差直方圖。亦即，依據屬基準值的時差「0」而分別修正該時差直方圖。在圖7(a)所示的情況，將與屬第「1」個γ射線檢測器3的基準檢測器S及第「49」～第「60」個及第「62」～第「73」個的各個修正對象檢測器C相關連的時差直方圖，依據與過去所選擇的屬第「1」個γ射線檢測器3的基準檢測器S及與其呈180°對向的第「61」個γ射線檢測器3(對向檢測器O)相關連的時差直方圖作修正。
在步驟S7應用修正量進行修正後，返回步驟S3，進行將步驟S7所修正過的2個γ射線檢測器3設為新基準的作業。例如，在圖7(a)所示的情況，將修正後的第「49」～第「60」個及第「62」～第「73」個的各個修正對象檢測器C當中之位在修正對象檢測器C兩端的第「49」個及第「73」個γ射線檢測器3(參照圖7(a)的斜線)設為新基準。
接著，在步驟S3，如圖7(b)所述，將第「49」個γ射線檢測器3及第「73」個γ射線檢測器3(參照圖7(b)的塗黑部)設為基準檢測器S。和圖7(a)同樣地，將從各個基準檢測器S所見的PET裝置之視野內的各個γ射線檢測器3的對設為修正對象，將設為該修正對象的γ射線檢測器3設成修正對象檢測器C。在此處，修正對象檢測器C係與屬第「49」個γ射線檢測器3的基準檢測器S對向之第「97」～第「120」個合計24個的γ射線檢測器3，而與屬第「73」個γ射線檢測器3的基準檢測器S對向的是第「2」～第「25」個合計24個的γ射線檢測器3。
選擇屬第「49」個γ射線檢測器3的基準檢測器S、及與其呈180°對向的第「109」個γ射線檢測器3(對向檢測器O)(參照圖7(b)的灰色)，且選擇屬第「73」個γ射線檢測器3的基準檢測器S、及與其呈180°對向的第「13」個γ射線檢測器3(對向檢測器O)(參照圖7(b)的灰色)。
和圖7(a)同樣地，在步驟S4抽出與屬第「49」個γ射線檢測器3的基準檢測器S、和第「109」個γ射線檢測器3(對向檢測器O)以外的第「97」～第「108」個、及第「110」～第「120」個的各個修正對象檢測器C相關連的時差直方圖，作為與本次所選擇的2個γ射線檢測器3相關連的時差直方圖。又，在步驟S4抽出與屬第「73」個γ射線檢測器3的基準檢測器S、和第「13」個γ射線檢測器3(對向檢測器O)以外的第「2」～第「12」個及第「14」～第「25」個的各個修正對象檢測器C相關連的時差直方圖，作為與本次所選擇的2個γ射線檢測器3相關的時差直方圖。
和圖7(a)同樣地，在步驟S5求取修正量，在步驟S6進行修正量之算出完成的判定，在未完成的情況，進入步驟S7。然後，在步驟S7應用修正量以進行修正，返回步驟S3，進行將經由步驟S7修正後的2個γ射線檢測器3作為新基準的作業。例如，在圖7(b)所示的情況，將修正後的各個修正對象檢測器C當中之位在修正對象檢測器C的合計4個之兩端(參照圖7(b)的斜線)當中之位在下側的第「25」個及第「97」個γ射線檢測器3設為新基準。
接著，在步驟S3，如圖7(c)所述，將第「25」個γ射線檢測器3及第「97」個γ射線檢測器3(參照圖7(c)的塗黑部)設為基準檢測器S。將從各個基準檢測器S所見的PET裝置之視野內的各個γ射線檢測器3的對設為修正對象，將設為該修正對象的γ射線檢測器3設成修正對象檢測器C。在此處，修正對象檢測器C係與屬第「25」個γ射線檢測器3的基準檢測器S對向之第「74」～第「96」個合計23個的γ射線檢測器3，而與屬第「97」個γ射線檢測器3的基準檢測器S對向的是第「26」～第「48」個合計25個的γ射線檢測器3。
選擇屬第「25」個γ射線檢測器3的基準檢測器S及與其呈180°對向的第「85」個γ射線檢測器3(對向檢測器O)(參照圖7(c)的灰色)，且選擇屬第「97」個γ射線檢測器3的基準檢測器S、及與其呈180°對向的第「37」個γ射線檢測器3(對向檢測器O)(參照圖7(c)的灰色)。
在步驟S4抽出與屬第「25」個γ射線檢測器3的基準檢測器S、和第「85」個γ射線檢測器3(對向檢測器O)以外的第「74」～第「84」個及第「86」～第「96」個各個修正對象檢測器C相關連的時差直方圖，作為與本次所選擇的2個γ射線檢測器3相關連的時差直方圖。又，在步驟S4抽出與屬第「97」個γ射線檢測器3的基準檢測器S、和第「37」個γ射線檢測器3(對向檢測器O)以外的第「26」～第「36」個及第「38」～第「48」個各個修正對象檢測器C相關連的時差直方圖，作為與本次所選擇的2個γ射線檢測器3相關連的時差直方圖。
在步驟S5求取修正量，在步驟S6進行修正量之算出完成的判定，在未完成的情況，進入步驟S7。然後，在步驟S7應用修正量進行修正，返回步驟S3。透過該第3次的步驟S6，S7，S3～S5之反覆循環，完成從第「1」個迄至第「120」個為止之全部的γ射線檢測器3的修正量之算出，於步驟S6判斷已完成。然後進入步驟S8。上述彼等的步驟S3～S6係相當於本發明中的直方圖修正工程。
(步驟S8)時序修正表格之設定
將在彼等步驟S3～S6(圖7的實施形態之情況是3次的反覆循環)求得的修正量，從資料收集‧控制部11寫入於檢測器信號處理部9的時序修正表格9b，藉以設定時序修正表格。藉由將該設定的修正量應用在使用通常的受檢體M之核醫學診斷的攝像，得以高精度地進行時序調整，在進行上述的攝像時能取得畫質優越的畫像。
圖7的實施形態中，係全部是120個γ射線檢測器3之情況，但就γ射線檢測器的數量並未特別限定。茲針對例如全部是88個γ射線檢測器3時的基準檢測器S‧修正對象檢測器O之設定作概略敘述，在第1次的循環，修正對象檢測器C係與屬第「1」個γ射線檢測器3的基準檢測器S對向之第「36」～第「54」個(對向檢測器O是第「45」個)合計19個的γ射線檢測器3。將進行修正後位在修正對象檢測器C兩端的第「36」個及第「54」個γ射線檢測器3設為新基準。
在第2次的循環中，修正對象檢測器C係與屬第「36」個γ射線檢測器3的基準檢測器S對向之第「71」～第「88」個(對向檢測器O是「80」個)合計18個的γ射線檢測器3，而與屬第「54」個γ射線檢測器3的基準檢測器S對向的是第「2」～第「19」個(對向檢測器O是第「10」個)。在進行修正後將修正對象檢測器C的合計4個之兩端當中的位在下側的第「19」個及第「71」個γ射線檢測器3設為新基準。
在第3次的循環中，修正對象檢測器C係與屬第「19」個γ射線檢測器3的基準檢測器S對向之第「55」～第「70」個(對向檢測器O是第「63」個)合計16個的γ射線檢測器3，而與屬第「71」個γ射線檢測器3的基準檢測器S對向的是第「20」～第「35」個(對向檢測器O是第「27」個)。
如此，即使在全部是88個的γ射線檢測器3中，透過第3次的步驟S6、S7、S3～S5的反覆循環，完成從第「1」個迄至第「88」個為止之全部的γ射線檢測器3的修正量之算出。
又，在圖7的實施形態中，步驟S6、S7、S3～S5的循環次數是3次，但有關循環次數亦無特別限定。茲針對例如圖8的實施形態中之基準檢測器S‧修正對象檢測器O的設定作概略敘述，在第1次的循環中，如圖8(a)所示，選擇屬第「1」個γ射線檢測器3的基準檢測器S、及與其呈180°對向的第「61」個γ射線檢測器3(對向檢測器O)，將鄰接於對向檢測器O的兩個相鄰之第「60」個及第「62」個γ射線檢測器3設成修正對象檢測器C。
然後，將和該所選之屬第「1」個γ射線檢測器3的基準檢測器S、及與其呈180°對向的第「61」個γ射線檢測器3(對向檢測器O)相關連的時差直方圖設為基準。將該所選之屬第「1」個γ射線檢測器3的基準檢測器S及第「61」個γ射線檢測器3(對向檢測器O)所成的2個γ射線檢測器3當中一方的基準檢測器S選擇作為γ射線檢測器3，並選擇和屬另一γ射線檢測器3的對向檢測器O不同之上述的第「60」個及第「62」個修正對象檢測器C。
依據和過去所選擇的屬第「1」個γ射線檢測器3的基準檢測器S及與其呈180°對向的第「61」個γ射線檢測器3(對向檢測器O)相關連的時差直方圖，修正和本次所選擇的屬第「1」個γ射線檢測器3的基準檢測器S及第「60」個修正對象檢測器C相關連的時差直方圖，且同樣地修正和本次所選擇的屬第「1」個γ射線檢測器3的基準檢測器S及第「62」個修正對象檢測器C相關連的時差直方圖。在進行修正後將修正對象檢測器C的第「60」個γ射線檢測器3及第「62」個γ射線檢測器3設為新基準。
在第2次的循環中，如圖8(b)所述，修正對象檢測器C係與屬第「60」個γ射線檢測器3的基準檢測器S對向的是鄰接於第「120」個對向檢測器O的第「119」個γ射線檢測器3，而與屬第「62」個γ射線檢測器3的基準檢測器S對向的是鄰接於第「2」個對向檢測器O的第「3」個γ射線檢測器3。此外，由於鄰接於第「120」個對向檢測器O、鄰接於第「2」個對向檢測器O的第「1」個γ射線檢測器3是既選擇者，故除外。在進行修正後將修正對象檢測器C的第「3」個及第「119」個γ射線檢測器3設為新基準。
在第3次的循環中，如圖8(c)所述，修正對象檢測器C係與屬第「3」個γ射線檢測器3的基準檢測器S對向之鄰接於第「63」個對向檢測器O的第「64」個γ射線檢測器3，而與屬第「119」個γ射線檢測器3的基準檢測器S對向的是鄰接於第「59」個對向檢測器O的第「58」個γ射線檢測器3。此外，由於鄰接於第「59」個對向檢測器O的第「60」個γ射線檢測器3、及鄰接於第「63」個對向檢測器O的第「62」個γ射線檢測器3已被選擇，故除外。進行修正後，將修正對象檢測器C的第「58」個及第「64」個γ射線檢測器3設為新基準。
以下，在完成從第「1」個迄至第「120」個為止之全部的γ射線檢測器3的修正量之算出以前，要進行步驟S6，S7，S3～S5的反覆循環。
此外，針對圖4所示之一連串的時序修正，以因應各通道的時間延遲之歷時變化來定期地進行者較佳。再者，以將修正表格檔案化且並寫入並記憶於資料收集‧控制部11的記憶媒體或上述的記憶部8，且在關閉PET裝置的電源並再度開啟啟動時，從記憶媒體或記憶部8讀出並再度寫入於時序修正表格9b者較佳。
依據具備上述構成之本實施例1的PET裝置及時序修正方法，有關針對於對放射線(在本實施例1中為γ射線)進行同時計數之各γ射線檢測器3的對的時差變化之表示計數值分布的時差直方圖，資料收集‧控制部11在步驟S3～S6進行以下的修正運算。亦即，選擇2個要進行同時計數之對象的γ射線檢測器3(圖7(a)的情況是第「1」個基準檢測器S及與其呈180°對向的第「61」個對向檢測器O)，選擇該所選之2個γ射線檢測器3中屬一個檢測器的基準檢測器S，並選擇不同於另一方的對向檢測器O之γ射線檢測器3(圖7(a)的情況是第「49」～第「60」個及第「62」～第「73」個的修正對象檢測器C)，在反覆進行該選擇之際，將與過去所選擇的2個γ射線檢測器3(圖7(a)的情況是第「1」個基準檢測器S及與其呈180°對向的第「61」個對向檢測器O)相關連的時差直方圖作為基準，依據該基準來修正和本次所選擇的2個γ射線檢測器3相關連的時差直方圖。然後，反覆進行以和該已修正過的2個γ射線檢測器3相關連的時差直方圖作為新基準的作業(參照圖4的步驟S6、S7、S3～S5的反覆循環)。
如此，將和過去所選擇的2個γ射線檢測器3相關連的時差直方圖設為基準，依據該基準來修正和本次所選擇的2個γ射線檢測器3相關連的時差直方圖，透過反覆進行以和該已修正過的2個γ射線檢測器3相關連的時差直方圖作為新基準的作業，比起例如上述專利文獻2將複數個檢測器的時序值平均的情況，在求取最適當的時差直方圖之際的收斂性較佳。因此，可在未反覆多次測定或運算之下求得最適當的時差直方圖。
又，依據上述經反覆修正後的各γ射線檢測器3的對之時差直方圖，同時計數電路10係對放射線(在本實施例1中為γ射線)進行同時計數，故可正確地進行同時計數。其結果，可在未多次反覆測定或運算下且正確地進行同時計數或時序修正。
本實施例1中，將上述基準的時差直方圖中的總計數值成為最大的時差設為基準值，依據上述的基準值來修正時差直方圖的時差。時差直方圖中的總計數值成為最大的時間部位是最可能引起同時計數的時序。因此，透過依據作為其時序的基準值來修正時差直方圖的時差，能使其時序一致。
本實施例1中，係依照由複數個閃爍器元件(閃爍器塊31)構成的閃爍器元件群(亦即檢測器單位)來進行修正。又，本實施例1的γ射線檢測器3係於γ射線的深度方向積層各個閃爍器塊31所構成的DOI檢測器。透過如本實施例1將本發明應用於DOI檢測器，在例如上述的專利文獻4有需要和引起相互作用的深度方向等之座標資訊對應的檢測時刻修正資訊之情況，可求得檢測時刻修正資訊。亦即，在進行了圖4所示一連串的時序修正之後，藉由重心運算來特定深度方向的光源位置，以求得和深度方向等之座標資訊對應的檢測時刻修正資訊。
本實施例1中，具備照射和放射性藥劑同類的放射線之外部放射線源RI，或從內部照射和放射性藥劑同類的放射線之模型Ph，依據來自外部放射線源RI或模型Ph的放射線來取得上述的時差直方圖。
[實施例2]
其次，參照圖面來說明本發明的實施例2。圖9係表示基準閃爍器元件單位和修正對象閃爍器元件單位之切換的一實施態樣之前視圖。包括後述的實施例3、4在內，本實施例2的PET裝置係圖1所示的方塊圖。又，針對與上述實施例1共通處係賦予相同標號並省略其說明。
上述的實施例1中，係依照由複數個閃爍器元件(閃爍器塊31)構成的閃爍器元件群(亦即檢測器單位)來進行修正，但包括後述的實施例3在內，本實施例2中，係如以下那樣依照由1個閃爍器元件構成的閃爍器元件單位來進行修正，使精度更提升。此外，圖9中僅圖示出閃爍器塊31，針對其他構造(光導32、PMT33)的圖示予以省略。
分別設定要進行同時計數的γ射線檢測器之基準閃爍器元件單位和修正對象閃爍器元件單位。如圖9(a)所述，將某個γ射線檢測器的1個閃爍器塊31設為基準，將設為該基準的1個閃爍器塊31設為基準閃爍器元件單位S。將不同於基準閃爍器元件單位S的γ射線檢測器的1個閃爍器塊31設為修正對象，將設為該修正對象的1個閃爍器塊31設成修正對象閃爍器元件單位C。關於具體的時序修正，若從實施例1的檢測器單位去掉在實施例2中變更成閃爍器元件單位者，則成為相同的手法，故省略其說明。
將修正後的修正對象閃爍器元件單位C作為新基準，如圖9(b)所述，設成基準閃爍器元件單位S。將不同於基準閃爍器元件單位S的γ射線檢測器的1個閃爍器塊31設為修正對象，將設為該修正對象的1個閃爍器塊31設成修正對象閃爍器元件單位C。
然後，將修正後的修正對象閃爍器元件單位C作為新基準，如圖9(c)所述，設成基準閃爍器元件單位S。將不同於基準閃爍器元件單位S的γ射線檢測器的1個閃爍器塊31設為修正對象，將設為該修正對象的1個閃爍器塊31設成修正對象閃爍器元件單位C。如此，在其他檢測器的閃爍器元件單位亦是同樣地進行時序修正。
依據具備上述構成之本實施例2的PET裝置及時序修正方法，2個選擇要進行同時計數之對象的γ射線檢測器的閃爍器元件單位，選擇該所選之2個閃爍器元件單位中的一方之γ射線檢測器的閃爍器元件單位(圖9的情況是基準閃爍器元件單位S)，並選擇和另一γ射線檢測器的閃爍器元件單位不同的閃爍器元件單位(圖9的情況是修正對象閃爍器元件單位C)，在反覆進行該選擇之際，以和過去所選擇的2個γ射線檢測器之閃爍器元件單位相關連的時差直方圖為基準，依據該基準來修正和本次所選擇的2個γ射線檢測器的閃爍器元件單位相關連的時差直方圖。然後，反覆進行以和該已修正過的2個γ射線檢測器之閃爍器元件單位相關連的時差直方圖作為新基準的作業。由於這樣地按照各閃爍器元件單位進行修正，故與上述的實施例1那樣地按各檢測器單位進行修正的情況相較下更能提升精度。
[實施例3]
其次，參照圖面來說明本發明的實施例3。圖10係表示基準閃爍器元件群和修正對象閃爍器元件單位之切換的一實施態樣之前視圖。包含後述的實施例4在內，本實施例3的PET裝置係圖1所示的方塊圖。又，針對與上述實施例1、2共通處係賦予相同標號並省略其說明。
上述的實施例1中，係依照由複數個閃爍器元件(閃爍器塊31)構成的閃爍器元件群(亦即檢測器單位)來進行修正，但和上述的實施例2同樣地，本實施例3中，係如以下那樣依照由1個閃爍器元件構成的閃爍器元件單位來進行修正，使精度更提升。此外，和實施例2的圖9同樣地，在圖10中僅圖式出閃爍器塊31，而針對其他構造(光導32、PMT33)之圖示予以省略。
分別將進行同時計數的γ射線檢測器之基準閃爍器元件群和修正對象閃爍器元件單位做設定。如圖10(a)所述，將某個γ射線檢測器的複數個閃爍器塊31設為基準，將該設為基準的複數個閃爍器塊31設成基準閃爍器元件群S。將不同於基準閃爍器元件群S的γ射線檢測器的1個閃爍器塊31設為修正對象，將設為該修正對象的1個閃爍器塊31設成修正對象閃爍器元件單位C。關於具體的時序修正，若從實施例1的檢測器單位去掉在實施例3中變更成閃爍器元件單位者，則為相同的手法，故省略其說明。
修正對象閃爍器元件單位C所隸屬的γ射線檢測器中，迄至全部的閃爍器元件單位的修正量之算出完成以前，如圖10(b)所述，以先前所選之基準閃爍器元件群S作為基準。將不同於圖10(a)所示的修正對象閃爍器元件單位C的閃爍器塊31設為修正對象，將設為該修正對象的1個閃爍器塊31設成修正對象閃爍器元件單位C。
修正對象閃爍器元件單位C所隸屬的γ射線檢測器中，在完成全部的閃爍器元件單位的修正量之算出後，修正後的修正對象閃爍器元件單位C的全部個數匯總成1個並作為新基準，如圖10(c)所述，設成基準閃爍器元件群S。將不同於基準閃爍器元件單位S的γ射線檢測器(圖9中，與在圖9(a)及圖9(b)之基準閃爍器元件群S的γ射線檢測器相鄰接的γ射線檢測器)的1個閃爍器塊31設為修正對象，將設為該修正對象的1個閃爍器塊31設成修正對象閃爍器元件單位C。如此，在其他的檢測器的閃爍器元件單位中亦同樣地進行時序修正。
依據具備上述構成之本實施例3的PET裝置及時序修正方法，係選擇要進行同時計數之對象的γ射線檢測器當中一方的γ射線檢測器的閃爍器元件群(在圖10的情況為基準閃爍器元件群S)及另一方的γ射線檢測器的閃爍器元件單位(圖10的情況是修正對象閃爍器元件單位C)，且選擇該所選之閃爍器元件群和閃爍器元件單位當中的該閃爍器元件群，並選擇和另一γ射線檢測器的閃爍器元件單位不同之閃爍器元件單位，在反覆進行該選擇之際，以與過去所選擇的閃爍器元件群和閃爍器元件單位相關連的時差直方圖為基準，依據該基準來修正和本次所選擇的閃爍器元件群及閃爍器元件單位相關連的時差直方圖。然後反覆進行以與該已修正過的閃爍器元件群和閃爍器元件單位相關連的時差直方圖作為新基準的作業。如此按照各閃爍器元件群及閃爍器元件單位進行修正，故與如上述的實施例1那樣按各檢測器單位進行修正的情況相較下更能提升精度。又，與如上述的實施例2那樣按各閃爍器元件單位進行修正的情況相較下更能減輕運算時間或負擔。
[實施例4]
其次，參照圖面來說明本發明的實施例4。圖11係在具備自放射能的閃爍器元件時的時差直方圖之說明圖。本實施例4的PET裝置係圖1所示的方塊圖。又，針對與上述實施例1～3共通處係賦予相同標號並省略其說明。
不同於上述的實施例1，在本實施例4中，閃爍器塊係由Lu-176等所代表的自放射能(同時放出複數條放射線的元素)或被添加有自放射能的物質(例如含Lu的LYSO)所構成。亦即，閃爍器塊係具備自放射能的閃爍器元件，檢測器係備有具備自放射能的閃爍器元件。此外，可將添加有自放射能的物質所構成的薄膜狀帶貼附於未具備自放射能的結晶元件(例如GSO)上以構成閃爍器塊，亦可將由添加有自放射能的物質所構成之塗布劑貼附在未具備自放射能的結晶元件而構成閃爍器塊。
備有自放射能的閃爍器元件係包含引起α或β衰變且放出伴隨其α或β衰變的γ射線之核種。圖11中，依據來自於自放射能的放射線(此處為γ射線)來取得時差直方圖。
和上述的實施例1之圖6同樣地，如圖11所述，時差直方圖係針對按照各檢測器3的對，將時戳的差分(亦即時差)(在圖11中以「時差(Diference Time)」表示)取為橫軸，且計數值(在圖11中以「事件計數(Event Counts)」表示)取為縱軸時的時差變化之計數值分布。
在具備自放射能的閃爍器元件時，時差直方圖係如圖11(a)所示，出現總計數值會成為最大的時間部位及總計數值是第二大的時間部位。因此，本實施例4中，將設成基準的時差直方圖中總計數值會成為最大的時差與總計數值是第二大的時差之中間值的時差設為基準值。該基準值設成「0」。成為修正的對象之時差直方圖係相對於設成基準的時差直方圖產生偏差，如圖11(b)的實線所示左右地偏移。於是，求得使成為修正的對象之時差直方圖可從圖11(b)的實線返回虛線所示的以「0」為基準值那樣的偏移量以作為修正量。接著，應用該修正量，藉以修正時差直方圖。
依據具備上述構成之本實施例4的PET裝置及時序修正方法，係將設成基準的時差直方圖中位在總計數值成為最大的時差與總計數值成為第二大的時差之中間值的時差設為基準值，依據上述的基準值來修正時差直方圖的時差。
如同本實施例4，在檢測器備有具備自放射能的閃爍器元件之情況，另一檢測器的閃爍器元件檢測到最多來自於一檢測器的閃爍器元件之自放射能的放射線之時序、及一檢測器的閃爍器元件檢測到最多來自於另一檢測器的閃爍器元件之自放射能的放射線之時序，係總計數值會成為最大的時間部位、或總計數值是第二大的時間部位。由此可知，彼等時序的2個時差的中間值是最能引起同時計數的時序。因此，透過依據其時序的中間值之基準值來修正時差直方圖的時差，能使其時序一致。
本發明未受限於上述實施形態，可如以下那樣變形實施。
(1)在上述的各實施例中，係單獨的正電子CT裝置(PET裝置)，但亦可應用於組裝有PET裝置和CT裝置的PET-CT裝置。
(2)在上述的各實施例中，雖採用以γ射線作為放射線的例子作說明，但亦可為α射線或β射線等。特別在如實施例4那樣是具備自放射能的閃爍器元件之檢測器時，在利用會引起α或β衰變的閃爍器元件之檢測器自身來檢測α射線或β射線的情況中亦可使用時差直方圖。
(3)在上述的各實施例中是DOI檢測器，但本發明亦可應用於不作深度方向識別的檢測器。本發明亦可應用於具備單數的閃爍器元件的構造之檢測器。
(4)在上述的各實施例中，係應用於呈環狀配置的檢測器，但本發明亦可應用在未作環狀設置且僅具備複數個檢測器的情況。
10．．．同時計數電路
11．．．資料收集‧控制部
3．．．γ射線檢測器
31．．．閃爍器塊
33．．．光電子倍增管(PMT)
RI．．．外部放射線源
Ph．．．模型
S．．．基準檢測器，基準閃爍器元件單位，基準閃爍器元件群
C．．．修正對象檢測器，修正對象閃爍器元件單位
O．．．對向檢測器
M．．．受檢體
圖1係各實施例的PET(Positron Emission Tomography)裝置之側視圖及方塊圖。
圖2係γ射線檢測器的概略斜視圖。
圖3係PET裝置中作環狀配置之γ射線檢測器的前視圖及其相關方塊圖。
圖4係表示一連串的時序修正方法之流程的流程圖。
圖5(a)係設有外部放射線源時的γ射線檢測器之前視圖，圖5(b)係設置有模型時的γ射線檢測器之前視圖。
圖6(a)、圖6(b)係時差直方圖的說明圖。
圖7(a)～圖7(c)係表示基準檢測器和修正對象檢測器之切換的一實施態樣之前視圖。
圖8(a)～圖8(c)係不同於圖7的實施態樣，乃表示基準檢測器和修正對象檢測器之切換的一實施態樣之前視圖。
圖9(a)～圖9(c)係表示基準閃爍器元件單位和修正對象閃爍器元件單位之切換的一實施態樣之前視圖。
圖10(a)～圖10(c)係表示基準閃爍器元件群和修正對象閃爍器元件單位之切換的一實施態樣之前視圖。
圖11(a)、圖11(b)係具備自放射能的閃爍器元件時之時差直方圖的說明圖。
3．．．γ射線檢測器
C．．．修正對象檢測器，修正對象閃爍器元件單位
O．．．對向檢測器
S．．．基準檢測器，基準閃爍器元件單位，基準閃爍器元件群

Claims (15)

  1. 一種正電子CT裝置，係具備用以檢測從投予受檢體內的正電子放射性藥劑所放出之放射線的複數個檢測器，該正電子CT裝置之特徵為具備：運算手段，關於表示相對於進行放射線同時計數用的各檢測器對之時差變化的計數值分布之時差直方圖，係選擇2個要進行同時計數之對象的檢測器，選擇該所選擇之2個檢測器當中的一檢測器，並選擇不同於另一檢測器的檢測器，在反覆進行該選擇之際，將和過去所選擇的2個檢測器相關的時差直方圖設為基準，依據該基準來修正和本次所選擇的2個檢測器相關之時差直方圖，反覆進行將和該已修正過的2個檢測器相關的時差直方圖重新作為基準的作業；及同時計數電路，依據利用前述運算手段反覆修正後的各檢測器的每對之前述時差直方圖，進行放射線同時計數。
  2. 如申請專利範圍第1項之正電子CT裝置，其中將作為前述基準的前述時差直方圖中的總計數值成為最大的時差作為基準值，前述運算手段係依據前述基準值來修正時差直方圖的時差。
  3. 如申請專利範圍第1項之正電子CT裝置，其中將作為前述基準的前述時差直方圖中處於總計數值成為最大的時差與總計數值是第二大的時差之中間值的時差作為基準值， 前述運算手段係依據前述基準值來修正時差直方圖的時差。
  4. 如申請專利範圍第1至3項中任一項之正電子CT裝置，其中前述檢測器係具備藉放射線之射入而發出螢光的複數個閃爍器元件、及透過將來自各閃爍器元件的光進行光電變換以檢測放射線的光電變換手段，前述運算手段為，關於由進行放射線同時計數用的各檢測器之1個閃爍器元件所構成的閃爍器元件單位的每對之前述時差直方圖，係選擇2個要進行同時計數之對象的檢測器的閃爍器元件單位，且選擇該所選擇之2個閃爍器元件單位當中的一檢測器的閃爍器元件單位，並選擇和另一檢測器的閃爍器元件單位不同的閃爍器元件單位，在反覆進行其選擇之際，將和過去所選擇的2個檢測器之閃爍器元件單位相關的時差直方圖設為基準，依據該基準來修正和本次所選擇的2個檢測器之閃爍器元件單位相關的時差直方圖，反覆進行以和該已修正過的2個檢測器之閃爍器元件單位相關的時差直方圖重新作為基準的作業，前述同時計數電路，係依據利用前述運算手段反覆修正後的各檢測器的閃爍器元件單位的每對之前述時差直方圖，對放射線進行同時計數。
  5. 如申請專利範圍第1至3項中任一項之正電子CT裝置，其中前述檢測器係具備藉放射線之射入而發出螢光的 複數個閃爍器元件、及透過將來自各閃爍器元件的光進行光電變換以檢測放射線的光電變換手段，前述運算手段為，有關進行放射線同時計數用的各檢測器當中之一檢測器的複數個閃爍器元件所構成的閃爍器元件群與另一檢測器的1個閃爍器元件所構成的閃爍器元件單位的每對之前述時差直方圖，係選擇要進行同時計數之對象的檢測器中的一檢測器的閃爍器元件群和另一檢測器的閃爍器元件單位，選擇該所選擇之閃爍器元件群和閃爍器元件單位當中的該閃爍器元件群，並選擇和前述另一檢測器的閃爍器元件單位不同之閃爍器元件單位，在反覆進行該選擇之際，將和過去所選擇的閃爍器元件群與閃爍器元件單位相關的時差直方圖設為基準，依據該基準來修正和本次所選擇的閃爍器元件群和閃爍器元件單位相關的時差直方圖，反覆進行將與該已修正過的閃爍器元件群和閃爍器元件單位相關的時差直方圖重新作為基準的作業，前述同時計數電路，係依據利用前述運算手段反覆修正後的各閃爍器元件群與閃爍器元件單位對之前述時差直方圖，進行放射線同時計數。
  6. 如申請專利範圍第1至3項中任一項之正電子CT裝置，其中前述檢測器係具備藉放射線之射入而發出螢光的複數個閃爍器元件、及透過將來自各閃爍器元件的光進行光電變換以檢測放射線的光電變換手段， 前述檢測器係於放射線的深度方向積層各個前述閃爍器元件而構成的DOI檢測器。
  7. 如申請專利範圍第1至3項中任一項之正電子CT裝置，其中具備照射和前述放射性藥劑同類的放射線之外部放射線源，或從內部照射和前述放射性藥劑同類的放射線之模型(phantom)，依據來自於前述外部放射線源或前述模型的放射線來取得前述時差直方圖。
  8. 如申請專利範圍第1至3項中任一項之正電子CT裝置，其中前述檢測器係具備具有自放射能的閃爍器元件，依據來自於前述自放射能的放射線來取得前述時差直方圖。
  9. 一種時序修正方法，係對從投予受檢體內的正電子放射性藥劑所放出的放射線進行同時計數用的時序修正方法，其特徵為具備：直方圖修正工程，關於表示相對於進行放射線同時計數用的各檢測器對之時差變化的計數值分布之時差直方圖，係選擇2個要進行同時計數之對象的檢測器，選擇該所選擇之2個檢測器當中的一檢測器，並選擇不同於另一檢測器的檢測器，在反覆進行該選擇之際，將和過去所選擇的2個檢測器相關的時差直方圖設為基準，依據該基準來修正和本次所選擇的2個檢測器相關的時差直方圖，反覆進行將和該已修正過 的2個檢測器相關的時差直方圖重新作為基準的作業。
  10. 如申請專利範圍第9項之時序修正方法，其中將作為前述基準的前述時差直方圖中的總計數值成為最大的時差作為基準值，在前述直方圖修正工程中，依據前述基準值來修正時差直方圖的時差。
  11. 如申請專利範圍第9項之時序修正方法，其中將作為前述基準的前述時差直方圖中處於總計數值為最大的時差與總計數值是第二大的時差之中間值的時差作為基準值，在前述直方圖修正工程中，依據前述基準值來修正時差直方圖的時差。
  12. 如申請專利範圍第9至11項中任一項之時序修正方法，其中關於由進行放射線同時計數用的各檢測器的1個閃爍器元件所構成的閃爍器元件單位的每對之前述時差直方圖，係選擇2個要進行同時計數之對象的檢測器的閃爍器元件單位，選擇該所選擇之2個閃爍器元件單位當中的一檢測器的閃爍器元件單位，並選擇和另一檢測器的閃爍器元件單位不同之閃爍器元件單位，在反覆進行該選擇之際，在前述直方圖修正工程中，將和過去所選擇的2個檢測器之閃爍器元件單位相關的時差直方圖設為基準，依據該基準來修正和本次所選擇的2個檢測器之閃爍器元件單位相關的時差直方圖，反覆進行以和該已修正過的2個檢測器之閃 爍器元件單位相關的時差直方圖重新作為基準的作業，藉以進行時序修正。
  13. 如申請專利範圍第9至11項中任一項之時序修正方法，其中關於進行放射線同時計數用的各檢測器當中之一檢測器的複數個閃爍器元件所構成的閃爍器元件群與另一檢測器的1個閃爍器元件所構成的閃爍器元件單位的每對之前述時差直方圖，係選擇要進行同時計數之對象的檢測器中的一檢測器的閃爍器元件群和另一檢測器的閃爍器元件單位，且選擇該所選擇之閃爍器元件群和閃爍器元件單位當中的該閃爍器元件群，並選擇和前述另一檢測器的閃爍器元件單位不同之閃爍器元件單位，在反覆進行該選擇之際，在前述直方圖修正工程中，將和過去所選擇的閃爍器元件群與閃爍器元件單位相關的時差直方圖設為基準，依據該基準來、修正和本次所選擇的閃爍器元件群與閃爍器元件單位相關之時差直方圖，反覆進行將與該已修正過的閃爍器元件群和閃爍器元件單位相關的時差直方圖重新作為基準的作業，藉以進行時序修正。
  14. 如申請專利範圍第9至11項中任一項之時序修正方法，其中前述時差直方圖，係依據照射和前述放射性藥劑同類的放射線之外部放射線源或來自從內部照射和前述放射性藥劑同類的放射線之模型的放射線所取得的資料。
  15. 如申請專利範圍第9至11項中任一項之時序修正方法，其中前述時差直方圖係依據來自於自放射能的放射線所取得之資料。
TW100117139A 2010-05-18 2011-05-17 正電子ｃｔ裝置及時序修正方法 TWI444646B (zh)

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
PCT/JP2010/003340 WO2011145139A1 (ja) 2010-05-18 2010-05-18 ポジトロンｃｔ装置およびタイミング補正方法

Publications (2)

Publication Number Publication Date
TW201200894A TW201200894A (en) 2012-01-01
TWI444646B true TWI444646B (zh) 2014-07-11

Family

ID=44991267

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
TW100117139A TWI444646B (zh) 2010-05-18 2011-05-17 正電子ｃｔ裝置及時序修正方法

Country Status (6)

Country Link
US (2) US9360569B2 (zh)
EP (1) EP2573588B1 (zh)
JP (1) JP5459397B2 (zh)
CN (1) CN102906595B (zh)
TW (1) TWI444646B (zh)
WO (1) WO2011145139A1 (zh)

Families Citing this family (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP5526435B2 (ja) * 2011-08-03 2014-06-18 独立行政法人理化学研究所 Ｐｅｔ装置およびそのイメージング方法
CN102648856B (zh) * 2012-04-28 2016-03-30 中国科学院高能物理研究所 正电子发射断层扫描仪及其中的符合判选方法
JP6670305B2 (ja) * 2014-10-17 2020-03-18 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． 光共有及び相互作用深さ推定を用いるｐｅｔ検出器シンチレータアレンジメント
EP3213119B1 (en) * 2014-10-27 2019-12-11 Koninklijke Philips N.V. Pet detector timing calibration
US10527741B2 (en) 2015-04-07 2020-01-07 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Setup of SIPM based PET detector using LSO background radiation
WO2017114267A1 (zh) * 2015-12-29 2017-07-06 上海联影医疗科技有限公司 一种医疗设备的数据采集系统及其配置方法
WO2019000389A1 (en) * 2017-06-30 2019-01-03 Shanghai United Imaging Healthcare Co., Ltd. SYSTEM AND METHOD FOR POSITRON EMISSION TOMOGRAPHY
JP7247745B2 (ja) * 2019-05-21 2023-03-29 株式会社島津製作所 放射線検出装置の２次元位置マップの校正方法および放射線検出装置
JP2022045163A (ja) * 2020-09-08 2022-03-18 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 核医学診断装置

Family Cites Families (13)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH0619436B2 (ja) 1989-03-31 1994-03-16 株式会社島津製作所 ポジトロンｃｔ装置
US5272344A (en) 1992-11-10 1993-12-21 General Electric Company Automated coincidence timing calibration for a pet scanner
US6852978B2 (en) * 2002-10-31 2005-02-08 General Electric Company Crystal-based coincidence timing calibration method
JP3717122B2 (ja) * 2003-09-29 2005-11-16 株式会社日立製作所 γ線の検出時刻決定方法、γ線の同時計数方法、及び核医学診断装置
JP2006090827A (ja) 2004-09-24 2006-04-06 Hitachi Ltd 放射線検査装置及びそのタイミング補正方法
JP2006334085A (ja) * 2005-06-01 2006-12-14 Shimadzu Corp 放射線撮像装置および放射線検出信号処理方法
JPWO2007043137A1 (ja) * 2005-10-04 2009-04-16 株式会社島津製作所 核医学診断装置
US20090199620A1 (en) * 2006-06-08 2009-08-13 Shimadzu Corporation Chromatograph mass analysis data processing apparatus
WO2007146587A2 (en) * 2006-06-15 2007-12-21 Koninklijke Philips Electronics, N.V. Integrated multi-channel time-to-digital converter for time-of-flight pet
JP4877766B2 (ja) 2006-08-25 2012-02-15 独立行政法人放射線医学総合研究所 陽電子放射断層撮像装置及び放射線検出器
JP5126049B2 (ja) * 2007-12-28 2013-01-23 株式会社島津製作所 核医学診断装置、形態断層撮影診断装置、核医学用データ演算処理方法および形態断層画像演算処理方法
WO2009118843A1 (ja) * 2008-03-26 2009-10-01 株式会社島津製作所 断層撮影装置、それを備えた撮影システム並びに撮影データ取得方法
JP5024182B2 (ja) * 2008-05-21 2012-09-12 株式会社島津製作所 断層撮影装置

Also Published As

Publication number Publication date
US9844351B2 (en) 2017-12-19
CN102906595A (zh) 2013-01-30
US20130062526A1 (en) 2013-03-14
EP2573588A4 (en) 2015-10-14
EP2573588B1 (en) 2017-09-27
EP2573588A1 (en) 2013-03-27
TW201200894A (en) 2012-01-01
JP5459397B2 (ja) 2014-04-02
US9360569B2 (en) 2016-06-07
CN102906595B (zh) 2014-12-31
US20160242706A1 (en) 2016-08-25
JPWO2011145139A1 (ja) 2013-07-22
WO2011145139A1 (ja) 2011-11-24

Similar Documents

Publication Publication Date Title
TWI444646B (zh) 正電子ｃｔ裝置及時序修正方法
US8809793B2 (en) System and method for pixelated detector calibration
JP6009755B2 (ja) 画像診断装置及び方法
US9161732B2 (en) Radiographic apparatus, control method, and computer program product
CN102809756A (zh) 校正量子计数探测器中计数率漂移的方法和x射线系统
US10083520B2 (en) Radiographic imaging apparatus and radiographic image generation method
JP5804681B2 (ja) 放射線イメージング装置及び画像処理装置
US10932735B2 (en) Nuclear medical diagnostic apparatus and image processing method
JP5672061B2 (ja) 陽電子放射断層撮像装置
US9134441B2 (en) Tomographic equipment, imaging system provided therewith, and imaging data acquisition method
US8519342B2 (en) Nuclear medicine imaging apparatus, control method, and computer program product
JP6253880B2 (ja) 陽電子放出コンピュータ断層撮影装置及び画像処理装置
JP5310642B2 (ja) 放射線断層撮影装置
JP2005114739A (ja) 核医学診断装置
JP4737104B2 (ja) 光子検出器の位置情報算出方法及びそれを用いたポジトロンｃｔ装置
JP5733233B2 (ja) 核医学診断装置
JP5794765B2 (ja) 核医学イメージング装置および核医学イメージング装置の作動方法
JP2009098120A (ja) 撮像装置および光源位置算出方法

Legal Events

Date Code Title Description
MM4A Annulment or lapse of patent due to non-payment of fees