WO2007135726A1 - 核医学診断装置 - Google Patents

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WO2007135726A1
WO2007135726A1 PCT/JP2006/310136 JP2006310136W WO2007135726A1 WO 2007135726 A1 WO2007135726 A1 WO 2007135726A1 JP 2006310136 W JP2006310136 W JP 2006310136W WO 2007135726 A1 WO2007135726 A1 WO 2007135726A1
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scintillator
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self
light
light emission
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PCT/JP2006/310136
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English (en)
French (fr)
Inventor
Hiromichi Tonami
Original Assignee
Shimadzu Corporation
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    • 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
    • G01T1/1644—Static instruments for imaging the distribution of radioactivity in one or two dimensions using one or several scintillating elements; Radio-isotope cameras using an array of optically separate scintillation elements permitting direct location of scintillations
    • 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
    • G01T1/40—Stabilisation of spectrometers

Definitions

  • a radiopharmaceutical is administered to a subject, and a pair of ⁇ -rays emitted from a positron radioisotope (radioisotope, RI) accumulated in a region of interest of the subject is simultaneously measured, and the subject is interested.
  • the present invention relates to a nuclear medicine diagnostic apparatus (ECT apparatus) for obtaining a tomographic image of a site, and more particularly to a technique for simultaneously counting ⁇ rays.
  • ECT apparatus nuclear medicine diagnostic apparatus
  • a nuclear medicine diagnosis apparatus that is, an ECT (Emission Computed Tomography) apparatus
  • a PET (Positron Emission Tomography) apparatus will be described as an example.
  • the PET device detects two ⁇ -rays that are also emitted in a direction of approximately 180 ° with respect to the region of interest of the subject using opposing ⁇ -ray detectors. When these ⁇ -rays are detected simultaneously (simultaneously counted), A tomographic image of the subject is reconstructed.
  • the X-ray detector used for simultaneous counting of X-rays with a PET device includes a scintillator that emits light when X-rays emitted from the subject are incident, and converts the light emitted from the scintillator into an electrical signal. Some of them are composed of photomultiplier tubes.
  • the scintillator has a short ⁇ -ray decay time on the shoreline incident side.
  • a ⁇ -ray detector MD divided into an array and a scintillator array with a long ⁇ -ray decay time on the photomultiplier tube side, even if the ⁇ -rays are obliquely incident on the scintillator of the X-ray detector MD
  • the position of the generated ⁇ -rays is detected accurately, and improvements are made to obtain more accurate tomographic images (for example, (See Patent Documents 1 and 2).
  • ID value calculating means for calculating ID value indicating / AT or BT / BT, and ID value calculation
  • Means for determining the intermediate value ⁇ from the maximum value and the minimum value among the identification values calculated by the means, and the identification value calculated by the identification value calculation means is larger or smaller than the intermediate value ⁇ . This is achieved by including a discriminating means for discriminating the value.
  • Patent Document 1 Japanese Patent Laid-Open No. 6-337289 (Page 2-3, Fig. 1)
  • Patent Document 2 JP 2000-56023 A (Page 2-3, Fig. 1)
  • the conventional nuclear medicine diagnostic apparatus has the following problems. That is, in the case of a two-stage scintillator detector 112 having, for example, a two-stage scintillator array as shown in FIG. 20, the parameters Tl, ⁇ 2, and ⁇ ⁇ ⁇ required for the scintillator array identification means are determined as follows.
  • the two-stage scintillator detector 112 installed in the dark box 115 first irradiates only the scintillator array front 110 with gamma rays, and the signal count N1 determined to be a signal from the scintillator array front 110 by discrimination calculation. Then, a signal count ⁇ 2 determined to be a signal from the scintillator array 111 is calculated.
  • the signal count ⁇ 2 which is determined to be a signal from the scintillator array rear 111 by discrimination calculation
  • the signal count Nl which is determined to be a signal from the signal from the data array front 110
  • the signal count Nib and the signal from the scintillator array rear 111 which are determined to be signals from the scintillator array front 110 by the discrimination calculation in the background by the natural radiation 116 without using the radiation source.
  • the signal count N2b determined to be is calculated.
  • the parameter when the values of both (Nl-Nlb) Z (N2-N2b) and ( ⁇ 2'-N2b) Z (Nl, one Nib) are equal and maximum is determined as the optimum parameter.
  • the lead collimator jig 113 and the Ri source 114 which are designed to irradiate only one of the scintillator arrays with gamma rays, are necessary, and the labor and the management of the Ri source 114 are difficult.
  • a large-scale lead collimator jig and a Ri source are required, and the work becomes very complicated.
  • the present invention has been made in view of such circumstances.
  • the present invention is realized by using a scintillation array having a self-radiation characteristic.
  • the objective is to provide a nuclear medicine diagnostic device that can be achieved easily.
  • the nuclear medicine diagnostic apparatus of the present invention has a plurality of scintillators arranged in two-dimensional close contact, a plurality of scintillators having self-radioactive characteristics with different emission decay times in the ⁇ -ray incident depth direction.
  • a scintillator block optically coupled to the scintillator array, a light receiving element that converts a light emission pulse emitted from the scintillator tab port into an electric signal, and an analog that is an electric signal output from the light receiving element.
  • An AZD converter that converts a signal into a digital signal, and a plurality of scintillator array identification means having different decay times of light emission noises in the direction of the 0-line incidence depth, and the parameters required for the scintillator array identification means are: It is determined by referring to the signal count due to the self-radiation of a scintillator array with radiation characteristics.
  • a plurality of scintillators are two-dimensionally arranged closely, and the plurality of scintillators have self-radioactive characteristics with different emission pulse decay times in the y-ray incident depth direction.
  • a scintillator block that optically couples the scintillator arrays, a light receiving element that converts a light emission pulse emitted from the scintillator block into an electric signal, and an analog signal that is an electric signal output from the light receiving element.
  • a ZD converter that converts to a digital signal and a plurality of scintillator array identification means with different decay times of light emission noise in the direction of the ⁇ -ray incident depth.
  • a signal having a self-radioactive characteristic is determined by referring to the signal count by the self-radioactivity of the scintillator array having the self-radioactive characteristic.
  • Ru can also be used data from the same NF and NR for the scintillator another lot.
  • the lead collimator jig designed to irradiate only one of the scintillator arrays as described in the conventional example with gamma rays is not necessary, and the work is troublesome.
  • a large-scale lead collimation jig and Ri source that match the PET device are not required, and the operation is very simple.
  • FIG. 1 shows an external view of a radiation detector according to the present invention.
  • FIG. 2 shows a means for identifying the scintillator array of the radiation detector of the present invention.
  • FIG. 3 shows an example of a position calculation circuit of the radiation detector of the present invention.
  • FIG. 4 shows a position coding map of the radiation detector of the present invention and the conventional radiation detector.
  • FIG. 5 shows the energy spectrum of the radiation detector of the present invention.
  • FIG. 6 shows identification means of the scintillator array group 11F of the radiation detector of the present invention.
  • FIG. 7 shows the energy spectrum of the scintillator array group 11F of the radiation detector of the present invention.
  • FIG. 8 shows a means for discriminating the self-radiation of the scintillator array group 11F of the radiation detector of the present invention.
  • FIG. 9 shows an energy spectrum of the scintillator array group 1 IF self-radiation of the radiation detector of the present invention.
  • FIG. 10 shows an energy spectrum of the scintillator array group 11R of the radiation detector of the present invention.
  • FIG. 11 shows an energy spectrum by the self-radiation of the scintillator array group 11R of the radiation detector of the present invention.
  • FIG. 13 shows a position coding map based on the self-radiation of the scintillator array of the radiation detector of the present invention.
  • FIG. 14 shows an energy spectrum by the self-radiation of a scintillator array recognized as a scintillator group having a short decay time of the radiation detector of the present invention.
  • FIG. 15 shows an energy spectrum of the scintillator array recognized as a group of scintillators having a long decay time of the radiation detector of the present invention due to self-radiation.
  • FIG. 16 Shows how ⁇ rays are incident on the scintillator of ⁇ ray detector D.
  • FIG. 17 Gamma rays are incident on the scintillator of the gamma ray detector MD.
  • ⁇ 18 Indicates analog signals SF and SR, which are electrical signals that also output the light receiving element force.
  • FIG. 19 Time series of integral values of digital signals obtained by AZD conversion of analog signals SF and SR.
  • FIG. 1 is an external view of a radiation detector 10 having a two-stage scintillator array of the present invention.
  • the configuration of the radiation detector 10 will be described with reference to FIG.
  • the radiation detector 10 is arranged by dividing the scintillator block 1 in the ⁇ -ray incident depth direction, that is, the DOI (Depth Of Interact ion) detector.
  • the DOI detector has a two-stage scintillator array.
  • the radiation detector 10 of this embodiment is roughly divided into four parts. The first is divided by appropriately sandwiching the light reflecting material 12, and a scintillator 1SF with a short decay time of 64 emission pulses in total, 8 in the X direction and 8 in the Y direction, is closely arranged in a two-dimensional manner. Scintillator group 11F. Second, the light reflector 12 is appropriately sandwiched, and the scintillator 1SR, which has a long decay time of 64 light emission pulses in total, 8 in the X direction and 8 in the Y direction, is two-dimensionally attached. This is the arranged scintillator group 11R. The scintillator block 1 is a combination of these scintillator groups 11F and 11R.
  • the third is a light guide 20, which is embedded in a lattice frame optically coupled to the scintillator block 1 and combined with a light reflecting material 13 (not shown) to define a number of small sections. It has a structure.
  • the fourth is four photomultiplier tubes 31, 32, 33, 34 optically coupled to the light guide 20, respectively.
  • the scintillator 1SF having a short emission pulse decay time has self-irradiation characteristics, for example, Lu SiO: Ce (LSO), LuYSiO: Ce (LYSO).
  • inorganic crystals such as Lu Gd SiO: Ce (LGSO) are used.
  • the Lu is an isotope abundance ratio Lu— 175 97. 41% (without radioactivity), Lu— 176 2. 59% (with radioactivity) and has self-radioactive properties, while La isotope abundance ratio La— 139 99. 911% (no radioactivity), La— 138 0. 089% (with radioactivity) and self-radioactive properties, so all the scintillators listed above have self-radioactive properties.
  • the scintillator block 1 is an optical combination of two scintillator arrays 11F and 11R with different emission pulse decay times in the ⁇ -ray incident depth direction (Z direction).
  • 11F is a scintillator 1SF having a plurality of light emission pulses with a short decay time
  • scintillator array 11R is a scintillator 1 SR having a long decay time of a light emission pulse, two-dimensionally arranged in close contact with each other.
  • the scintillator block 1 uses, for example, LuYSiO: Ce (LYSO) as the scintillator 1SF with a short emission pulse decay time on the ⁇ -ray incident side (front stage), and the light emission pulse on the light guide 20 side (rear stage). Decay
  • Lu Gd SiO 2: Ce (LGSO) is used as the scintillator 1SR with a long time.
  • the two scintillator groups 1 IF and the scintillator group 11R are each composed of 8 X 8 (X direction, Y direction) chip-like scintillators, and the light generated by the incidence of ⁇ rays is referred to as the X direction.
  • X 8 X direction, Y direction
  • Light reflector 12 and light transmissive material not shown
  • optical adhesive ! /,! /, Shown
  • the light guide 20 guides the light generated by the scintillators 11F and 11R of the scintillator block 1 to the photomultiplier tubes 31 to 34.
  • the scintillator block 1 and the photomultiplier tubes 31 to 3 4 and are optically bonded to each other with an optical adhesive.
  • the light generated in the scintillator groups 11F and 11R is incident on the photoelectric conversion film on the four sides, is electronically amplified, and is finally converted into an electrical signal (analog signal) and output. Therefore, the output from the photomultiplier tubes 31 to 34 becomes the output of the radiation detector 10.
  • the light in the scintillator block 1 is guided to the photomultiplier tubes 31 to 34 through the optically coupled light guide 20, and at this time, the photomultiplier tubes 31 arranged in the X direction 31 (33)
  • the position, length and angle of each light reflector 13 (not shown) in the light guide 20 so that the output ratio of the photomultiplier tube 32 (34) changes at a constant rate. Is adjusted.
  • FIG. 19 is a graph showing the added value up to 2 at the start of light emission and at the end of light emission of the light emission pulse.
  • the curve ( ⁇ ) shown in Fig. 19 shows that the emission pulse decay time is short! And is incident on the scintillator 1SF (scintillator group 11F), and the curve ( ⁇ ) shows the waveform with a long decay time of the emission pulse. This is incident on the scintillator 1SR (scintillator group 11R).
  • Scintillator group 11F, 11R Light emission start force of light emission pulse At the end of light emission In the middle of ⁇ 2 In the middle of adding digital signal up to T1, ⁇ ⁇ and scintillator group 1 IF, 11
  • the intermediate value K is set from the maximum and minimum values calculated, and the calculated value is either large! /, Small or small! / To see if the scintillator group Separate. A / is calculated, and if the calculation result is greater than the intermediate value K, decrease
  • scintillator group 11F If the decay time is short !, scintillator group 11F, conversely, if it is small, it can be identified as long decay time, scintillator group 11R.
  • the parameters Tl, ⁇ 2, and ⁇ required for the scintillator array identification means are determined as follows. As shown in Fig. 2, gamma rays are irradiated from the front to the radiation detector 10 having a two-stage scintillator array installed in the dark box 15 from the Ri source 35, and the position coding map and energy spectrum are measured. To do. That is, if the output of the photomultiplier tube 31 is Pl, the output of the photomultiplier tube 32 is ⁇ 2, the output of the photomultiplier tube 33 is ⁇ 3, and the output of the photomultiplier tube 34 is ⁇ 4, it represents the position in the X direction.
  • FIG. 3 is a block diagram showing a configuration of the position calculation circuit of the radiation detector 10.
  • the position calculation circuit includes adders 71, 72, 73 and 74 and position discrimination circuits 75 and 76.
  • the output P1 of the photomultiplier tube 31 and the output ⁇ 3 of the photomultiplier tube 33 are input to the adder 71 and the photoelectron
  • the output ⁇ 2 of the multiplier 32 and the output ⁇ 4 of the photomultiplier 34 are input to the adder 72.
  • the added outputs (P1 + P3) and ( ⁇ 2 + ⁇ 4) of both adders 7 1 and 72 are input to the position discriminating circuit 75, and the incident position of the ⁇ -ray in the X direction is obtained based on both calorie calculation forces.
  • the addition outputs (PI + ⁇ 2) and ( ⁇ 3 + ⁇ 4) are input to the position discrimination circuit 76, and the ⁇ -ray ⁇ direction is detected based on both addition outputs The incident position is obtained.
  • the results calculated as described above are represented as a position coding map as shown in FIG. 4 according to the position of the 0 line incident on the scintillator, and each position discrimination information is shown.
  • the calculated value (P1 + P2 + P3 + P4) indicates the energy for the event, and is calculated as an energy spectrum.
  • Figure 5 shows the energy spectrum for the representative part 80 on the position coding map.
  • PF corresponds to that of LY SO
  • PR corresponds to that of LGSO.
  • Fig. 7 shows the energy spectrum for the representative part 80 on the position coding map.
  • scintillator group 11F that is, the force at which the energy peak PFO due to LYSO appears.
  • the gain of the photomultiplier tube is adjusted so as to match the value of PF described above.
  • the energy window WF determined by the channels W F0 to WF1 is determined so as to include the energy peak count.
  • FIG. 8 a position coding map and energy level by self-emission with self-radiation are applied to the radiation detector 40 composed only of the scintillator group 11F. Measure the spectrum.
  • Figure 9 shows the energy spectrum for the representative part 80 on the position coding map.
  • the power at which the energy spectrum due to self-emission due to the self-radiation by the scintillator group 11F, ie, LYSO, is calculated.
  • the count NF in the energy window WF determined by the above-mentioned channels WF0 to WF1 is calculated.
  • a gamma ray is irradiated from the Ri source 35 to the radiation detector 40 composed of only the scintillator group 11R, and the position coding map and the energy spectrum are measured.
  • Fig. 10 shows the energy vector for the representative part 80 on the position coding map.
  • the scintillator group 11R that is, the force at which the energy peak PRO due to LGSO appears, where the photomultiplier tube gain is adjusted to match the above-mentioned PR value.
  • the energy window WR determined by channels WR0 to WR1 is determined so that the energy peak count is included.
  • Fig. 11 shows the energy spectrum for the representative part 80 on the position coding map.
  • the energy spectrum due to self-emission due to the scintillator group 11R, ie LGSO self-radiation appears, and the count NR in the energy window WR determined by the above-mentioned channels WR0 to WR1 is calculated.
  • NFZNR is defined using NF and NR.
  • parameters Tl, ⁇ 2, and ⁇ required for the scintillator array identification means are temporarily determined, and a radiation test having a two-stage scintillator array installed in the tub box 15 as shown in Fig. 12.
  • the position coding map and energy spectrum by self-emission with self-radiation are measured for the emitter 10.
  • parameters Tl, ⁇ 2, and ⁇ are determined in advance! Therefore, the position coding map has a short decay time as shown in FIG. 13, and the position coding map 81 recognized as a scintillator group and the decay time
  • the position coding map 82 recognized as a long scintillator group is displayed at the same time.
  • an energy spectrum for the representative portion 83 on the position coding map 81 is shown in FIG. 14, and an energy spectrum for the representative portion 84 on the position coding map 82 is shown in FIG.
  • the energy spectrum of Fig. 14 should naturally show an energy spectrum due to self-emission due to the self-radiation of the scintillator group 11F, that is, LYSO.
  • the energy spectrum of Fig. 15 should naturally show the energy spectrum due to self-emission by the scintillator group 11R, that is, the self-radiation by LGSO.
  • an energy spectrum due to self-emission due to self-radiation by LYSO appears near channel PF0, and it is expected that parameters T1, ⁇ 2, and ⁇ are not optimal.
  • the count NF in the energy window WF determined by the channels WF0 to WF1 in the energy spectrum of Fig. 14 is calculated, and the count in the energy window WR determined by the channels WR0 to WR1 in the energy spectrum of Fig. 15 is calculated.
  • NR is calculated.
  • NF 'ZNR' is defined using these NF 'and NR'.
  • the PET apparatus has been described as an example.
  • the present invention is a nuclear medicine that performs nuclear medicine diagnosis by simultaneously counting radiation generated from a subject to which a radiopharmaceutical is administered. Any apparatus can be applied without being limited to the PET apparatus.
  • the present invention can also be applied to an apparatus that combines a nuclear medical diagnosis apparatus and an X-ray CT apparatus, such as a PET-CT equipped with a PET apparatus and an X-ray CT apparatus.
  • the scintillator block 1 has a plurality of layers other than the force two layers (pieces) described as a combination of two layers (pieces) of the scintillator array group 11F and the scintillator array group 11R ( Piece). Also, the scintillators 11F and 11R provided in each scintillator may be provided with a plurality of other forces, which are described as 8 ⁇ 8.
  • the light receiving elements have been described as the photomultiplier tubes 31 to 34, but other light receiving elements such as a photodiode or an avalanche photodiode may be used.
  • the present invention is suitable for medical and industrial radiation imaging apparatuses.

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Abstract

【課題】 冶具を使用することなく、シンチレータアレイの識別手段に要するパラメータＴ１、Ｔ２、Ｋの決定する核医学診断装置を提供する。 【解決手段】　 複数個のシンチレータを２次元的に密着配置し、γ線入射深さ方向に発光パルスの減衰時間が異なり自己放射能特性を持つ複数個のシンチレータアレイを光学的に結合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、γ線入射深さ方向の発光パルスの減衰時間が異なる複数個のシンチレータアレイの識別手段を備え、前記シンチレータアレイの識別手段に要するパラメータは、自己放射能特性を持つシンチレータアレイの自己放射能による信号カウントを参照して決定する。  

Description

明 細 書
核医学診断装置
技術分野
[0001] 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。
背景技術
[0002] 上述した核医学診断装置、すなわち ECT (Emission Computed Tomograph y)装置として、 PET (Positron Emission Tomography)装置を例に採って説明 する。 PET装置は、被検体の関心部位力も互いにほぼ 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 Ύ線を同時計数するために用いられる Ύ線検出器としては、被検体から放出された Ύ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。
[0003] ここで、原理的に視野中心力も離れた位置力も放出される 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力も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ぐ誤つ た位置においても検出されることになる。つまり、視野中心力も周辺部に向力つて徐 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）、例えば、シンチレータを Ύ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 Ί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)。
[0004] また、 γ線入射方向に積層配置された減衰時間の短!ヽ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 Ί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 SF (減衰時間の短!、 シンチレータアレイの信号)もしくは SR (減衰時間の長!、シンチレータアレイの信号） を、 AZD変換器によりデジタル信号に変換し、図 19に示すように AZD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、シンチレ一 タブロックで発光した発光パルスの発光開始時力 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 ATもしくは BT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力 発光終了時までのデジタル信号を 加算した全加算値 ATもしくは BTから、途中加算値を全加算値で除算した値 AT
2 2 1
/ATもしくは BT /BTを示す識別値を算出する識別値算出手段と、識別値算出
2 1 2
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 κ決めるための手段 と、中間値 κ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。
[0005] 特許文献 1 :特開平 6— 337289号公報 (第 2— 3頁、図 1)
特許文献 2：特開 2000 - 56023号公報 (第 2— 3頁、図 1)
発明の開示
発明が解決しょうとする課題
[0006] 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 Tl、 Τ2、 Κは次のように 決定される。暗箱 115内に設置された 2段シンチレータ検出器 112は、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 N1とシンチレ一タァレ ィリア 111からの信号であると判断された信号カウント Ν2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 Ν2，とシンチレ一 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 Nl，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 Nib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 N2bを算出する。ここで、 （Nl— Nib) Z(N2— N2b)と （ N2，一N2b)Z(Nl，一 Nib)を定義する。ここで、 （Nl—Nlb) Z(N2— N2b)と (Ν2'—N2b)Z(Nl，一 Nib)の両者の値が等しくかつ最大となる場合のパラメータ を最適パラメータとして定めて 、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ジグ 113と Ri線源 114が必要であり作 業の手間や、 Ri線源 114の管理が大変である。また、実際の PET装置に検出器を搭 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と Ri線源を要し作業は非 常に煩雑なものとなる。
[0007] この発明は、このような事情に鑑みてなされたものであって、シンチレータアレイの識 別手段に要するパラメータの決定にあたり、自己放射能特性を持つシンチレ一タァレ ィを使用することにより非常に簡便に達成できる核医学診断装置を提供することを目 的とする。
課題を解決するための手段
[0008] この発明は、このような目的を達成するために、次のような構成をとる。すなわち、こ の発明の核医学診断装置は、複数個のシンチレータを 2次元的に密着配置し、 γ線 入射深さ方向に発光ノ ルスの減衰時間が異なり自己放射能特性を持つ複数個のシ ンチレータアレイを光学的に結合したシンチレ一タブロックと、前記シンチレ一タブ口 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 AZD変換器と、 0線入射深さ方向の発光ノ ルスの減衰時間が異なる複数個のシンチレータアレイの 識別手段を備え、前記シンチレータアレイの識別手段に要するパラメータは、自己放 射能特性を持つシンチレータアレイの自己放射能による信号カウントを参照して決定 することを特徴とするものである。
発明の効果 [0009] この発明に係る核医学診断装置によれば、複数個のシンチレータを 2次元的に密 着配置し、 y線入射深さ方向に発光パルスの減衰時間が異なり自己放射能特性を 持つ複数個のシンチレータアレイを光学的に結合したシンチレ一タブロックと、前記 シンチレ一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 ZD変^^と、 γ線入射深さ方向の発光ノ ルスの減衰時間が異なる複数個のシンチ レータァレイの識別手段を備え、前記シンチレータアレイの識別手段に要するパラメ ータは、自己放射能特性を持つシンチレータアレイの自己放射能による信号カウント を参照して決定し、このような識別手段の場合、自己放射能特性を持つシンチレータ の放射能特性は一定であるため、一度 NF及び NRのデータを取得すればそれ以降 は別ロットのシンチレータについても同じ NF及び NRのデータを使用することができ る。すなわち、一度 NF及び NRのデータを取得すれば、従来例で述べたようなどちら 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ジグゃ Ri線源は不要であり、作業の手間が力からず Ri線源の管理も不要である。また、また 、実際の PET装置に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 一タジグや Ri線源も不要となり作業は非常に簡便なもので済む。
図面の簡単な説明
[0010] [図 1]本発明の放射線検出器の外観図を示す。
[図 2]本発明の放射線検出器のシンチレータアレイの識別手段を示す。
[図 3]本発明の放射線検出器の位置演算回路の一例を示す。
[図 4]本発明の放射線検出器及び従来の放射線検出器の位置コーディングマップを 示す。
[図 5]本発明の放射線検出器のエネルギースペクトルを示す。
[図 6]本発明の放射線検出器のシンチレータアレイ群 11Fの識別手段を示す。
[図 7]本発明の放射線検出器のシンチレータアレイ群 11Fのエネルギースペクトルを 示す。
[図 8]本発明の放射線検出器のシンチレータアレイ群 11Fの自己放射能による識別 手段を示す。 [図 9]本発明の放射線検出器のシンチレータアレイ群 1 IFの自己放射能によるエネ ルギースペクトルを示す。
[図 10]本発明の放射線検出器のシンチレータアレイ群 11Rのエネルギースペクトル を示す。
[図 11]本発明の放射線検出器のシンチレータアレイ群 11Rの自己放射能によるエネ ルギースペクトルを示す。
圆 12]本発明の放射線検出器のシンチレータアレイの自己放射能による識別手段を 示す。
[図 13]本発明の放射線検出器のシンチレータアレイの自己放射能による位置コーデ イングマップを示す。
[図 14]本発明の放射線検出器の減衰時間の短いシンチレータ群として認識されたシ ンチレータァレイの自己放射能によるエネルギースペクトルを示す。
[図 15]本発明の放射線検出器の減衰時間の長いシンチレータ群として認識されたシ ンチレータァレイの自己放射能によるエネルギースペクトルを示す。
[図 16] γ線検出器 Dのシンチレータに γ線が入射する様子を示す。
[図 17] γ線検出器 MDのシンチレータに γ線が入射する様子を示す。
圆 18]受光素子力も出力された電気信号であるアナログ信号 SFと SRを示す。
[図 19]アナログ信号 SFと SRを AZD変換したデジタル信号の積分値の時系列を示 す。
圆 20]従来の放射線検出器の識別手段を示す。
圆 21]従来の放射線検出器の識別手段を示す。
圆 22]従来の放射線検出器の識別手段を示す。
符号の説明
1 …シンチレ一タブロック
1SF · · '発光パルスの減衰時間の短!、シンチレータ
1SR · · '発光パルスの減衰時間の長!、シンチレータ
10 …放射線検出器
11F …シンチレータ群 11F 11R …シンチレータ群 11R
12 …光反射材
13 …光反射材
15 …暗箱
20 …ライトガイド
31, 32, 33, 34· ··光電子増倍管
35 "'Ri線源
71, 72, 73, 74· ··カロ算器
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!、シンチレータのコーディングマップ
82 · · '減衰時間の長!、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
発明を実施するための最良の形態
(実施例）
以下、本発明の放射線検出器の実施例の構成を図面に示し一実施例に従って詳 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放射線検出器 1 0の外観図である。放射線検出器 10の構成について、図 1を用いて説明する。図 1に 示すように、放射線検出器 10は、シンチレ一タブロック 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 Interact ion)検出器である。この例の場合の DOI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。
[0013] 本実施例の放射線検出器 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群 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群 11Rである。こ こでこれらシンチレータ群 11F及び 11Rを組み合わせたものがシンチレ一タブロック 1である。三つめはライトガイド 20であり、シンチレ一タブロック 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。
[0014] 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、自己照射能特性を 有するもので例えば Lu SiO ： Ce (LSO)、 LuYSiO ： Ce (LYSO)
2 5 5 、 LaBr： Ce, La
3
CI： Ce、 LuI : Ceなどの無機結晶が用いられる。一方発光ノ ルスの減衰時間の長い
3
シンチレータ 1SRとしては Lu Gd SiO ： Ce (LGSO)などの無機結晶が用いられ
0. 4 1. 6 5
る。 Luは同位体存在比 Lu— 175 97. 41% (放射能なし）、 Lu— 176 2. 59% (放 射能あり）で自己放射能特性を有し、一方 Laは同位体存在比 La— 139 99. 911% (放射能なし)、 La— 138 0. 089% (放射能あり）であり自己放射能特性を有するた め上に掲げたシンチレータはすべて自己放射能特性を有している。
[0015] シンチレ一タブロック 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 1 SR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、シンチレ一タブロッ 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 LuYSiO ： Ce (LYSO)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、 Lu Gd SiO : Ce (LGSO)を用いる
0. 4 1. 6 5
[0016] 2個のシンチレータ群 1 IF及びシンチレータ群 11Rは、それぞれ 8 X 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 Υ 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 、な 、）および光学 接着剤（図示して!/、な!/、）が場所により挿入または充填されて 、る。
[0017] ライトガイド 20は、シンチレ一タブロック 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、シンチレ一タブロック 1と光電子増倍管 31〜3 4との間に挿入され、それぞれ光学接着剤で互、に光学的に結合されて ヽる。
[0018] シンチレータ群 11F, 11Rで生じた光は 4面の ΡΜΤ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 つて、この光電子増倍管 31〜34での出力が放射線検出器 10の出力となる。ここで シンチレ一タブロック 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 、な 、）の位置と長さおよび角度が調整されて 、る。
[0019] シンチレータアレイの識別手段について、図 19を用いて説明する。図 19は、発光 パルスの発光開始時力 発光終了時 Τ2までの加算値を示すグラフである。なお、図
19に示す (Α)の曲線は、発光パルスの減衰時間が短!、シンチレータ 1SF (シンチレ ータ群 11F)に入射したものを示し、（Β)の曲線は、発光パルスの減衰時間が長いシ ンチレータ 1SR (シンチレータ群 11R)に入射したものを示す。シンチレータ群 11F, 11Rで発光した発光パルスの発光開始時力 発光終了時 Τ2までの途中である途中 時点 T1までのデジタル信号を加算した途中加算値 Α と、シンチレータ群 1 IF, 11
T1
Rで発光した発光パルスの発光開始時カゝら発光終了時 Tまでのデジタル信号をカロ
2
算した全加算値 A とから、途中加算値 A
Tl Z全加算値 A (途中加算値 A を全加
T2 T2 T1 算値 A で除算）を算出し、 2個のシンチレータ群 1 IF, 11Rで発光した発光パルス
T2
に基づ!/、て算出された最大値と最小値とから中間値 Kを設定し、中間値 Kに対して、 算出された値が大き!/、値か小さ!/、値かでどちらのシンチレータ群で発光したかを判 別する。なお、 A / を算出し、その算出結果が中間値 Kよりも大きい場合は減
Tl Τ2
衰時間の短!、シンチレータ群 11F、逆に小さ 、場合は減衰時間の長 、シンチレータ 群 11Rであると識別できる。
[0020] 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 Tl、 Τ2、 Κ 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 ータアレイをもつ放射線検出器 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 3 1の出力を Pl、光電子増倍管 32の出力を Ρ2、光電子増倍管 33出力を Ρ3、光電子 増倍管 34の出力を Ρ4とすると、 X方向の位置を表す計算値 { (P1 + P3) - (Ρ2 + Ρ4 ) }/ (Ρ1 + Ρ2 + Ρ3 + Ρ4)が算出される。 Υ方向についても同様に、 Υ方向の位置を 表す計算値 { (P1 + P2) (Ρ3 + Ρ4) }/ (Ρ1 + Ρ2 + Ρ3 + Ρ4)が算出される。
[0021] 図 3は、放射線検出器 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 Ρ3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 Ρ2と光電子増倍管 34の出力 Ρ4とが加算器 72に入力される。両加算器 7 1、 72の各加算出力（P1 + P3)と（Ρ2 + Ρ4)とが位置弁別回路 75へ入力され、両カロ 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 Υ方向の入 射位置を検出についても各加算出力（PI + Ρ2)と (Ρ3 + Ρ4)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 Υ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 0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。
[0022] 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。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 LY SO、 PRは LGSOのものに相当する。
[0023] 次に図 6に示すようにシンチレータ群 11Fのみで構成された放射線検出器 40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ぺク トルを測定する。ここで同様に位置コーディングマップ上の代表部 80に対するェネル ギースペクトルを図 7に示す。ここではシンチレータ群 11Fすなわち LYSOによるエネ ルギーピーク PFOが現れる力 ここで前述の PFの値に一致するように光電子増倍管 ゲインを調整する。その状態でエネルギーピークのカウントを含むようにチャンネル W F0〜WF1で決まるエネルギーウィンド WFを決める。そしてその状態を保ったまま Ri 線源 35を取り除き、図 8に示すようにシンチレータ群 11Fのみで構成された放射線検 出器 40に対して自己放射能での自己発光による位置コーディングマップとエネルギ 一スペクトルを測定する。ここで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 9に示す。図 9ではシンチレータ群 11Fすなわち LYSOによる 自己放射能での自己発光によるエネルギースペクトルが現れる力 前述のチャンネ ル WF0〜WF1で決まるエネルギーウィンド WF内のカウント NFを算出する。
[0024] さらに同様にシンチレータ群 11Rのみで構成された放射線検出器 40に対して前方 力も 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。ここで同様に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 ベクトルを図 10に示す。ここではシンチレータ群 11Rすなわち LGSOによるエネルギ 一ピーク PROが現れる力 ここで前述の PRの値に一致するように光電子増倍管ゲイ ンを調整する。その状態でエネルギーピークのカウントを含むようにチャンネル WR0 〜WR1で決まるエネルギーウィンド WRを決める。そしてその状態を保ったまま Ri線 源 35を取り除き、シンチレータ群 11Rのみで構成された放射線検出器 40に対して自 己放射能での自己発光による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。ここで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 11に示す。図 11ではシンチレータ群 11Rすなわち LGSOによる自己放射能での 自己発光によるエネルギースペクトルが現れるが、前述のチャンネル WR0〜WR1で 決まるエネルギーウィンド WR内のカウント NRを算出する。
[0025] ここで NFと NRとを用いて、 NFZNRを定義しておく。
[0026] 次にシンチレータアレイの識別手段に要するパラメータ Tl、 Τ2、 Κを仮に決め、図 1 2に示すように喑箱 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放射線検 出器 10に対して自己放射能での自己発光による位置コーディングマップとエネルェ ネルギースペクトルを測定する。この際、あらかじめパラメータ Tl、 Τ2、 Κが決められ て!、るので位置コーディングマップは図 13に示すように減衰時間の短!、シンチレ一 タ群として認識された位置コーディングマップ 81及び減衰時間の長いシンチレータ 群として認識された位置コーディングマップ 82が同時に表示される。
[0027] ここで位置コーディングマップ 81上の代表部 83に対するエネルギースペクトルを図 1 4に、位置コーディングマップ 82上の代表部 84に対するエネルギースペクトルを図 1 5に示す。パラメータ Tl、 Τ2、 Κが最適であれば、図 14のエネルギースペクトルでは 本来、シンチレータ群 11Fすなわち LYSOによる自己放射能での自己発光によるェ ネルギースペクトルが現れるはずである。一方、パラメータ Tl、 Τ2、 Κが最適であれ ば、図 15のエネルギースペクトルでは本来、シンチレータ群 11Rすなわち LGSOに よる自己放射能での自己発光によるエネルギースペクトルが現れるはずである。しか しながら、図 15のエネルギースペクトルにおいて、チャンネル PF0付近に LYSOによ る自己放射能での自己発光によるエネルギースペクトルが現れており、パラメータ T1 、 Τ2、 Κが最適でないことが予想される。
[0028] ここで、図 14のエネルギースペクトルにおいてチャンネル WF0〜WF1で決まるエネ ルギーウィンド WF内のカウント NF，を算出し、図 15のエネルギースペクトルにおい てチャンネル WR0〜WR1で決まるエネルギーウィンド WR内のカウント NR，を算出 する。
[0029] さらにこれら NF'と NR'とを用いて、 NF' ZNR'を定義する。そして最終的にシンチ レータアレイの識別手段に要するパラメータ Tl、 Τ2、 Κを最適化していく必要がある がその指針として NFZNR=NF' ZNR'を満たすように決定すればよいことになる
[0030] このような識別手段の場合、自己放射能特性を持つシンチレータの放射能特性は一 定であるため、一度 NF及び NRのデータを取得すればそれ以降は別ロットのシンチ レータについても同じ NF及び NRのデータを使用することができる。すなわち、一度 NF及び NRのデータを取得すれば、従来例で述べたような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ジグゃ Ri線源は不要で あり、作業の手間が力からず Ri線源の管理も不要である。また、また、実際の PET装 置に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ゃ Ri線源 も不要となり作業は非常に簡便なもので済む。
[0031] この発明は、上記実施形態に限られることはなぐ下記のように変形実施することが できる。
[0032] 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。
[0033] 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。
[0034] 上述した実施例では、シンチレ一タブロック 1は、シンチレータアレイ群 11Fとシンチ レータアレイ群 11Rとの 2層（個）組合わせたものとして説明した力 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 11F, 11R の数を 8 X 8本として説明した力 これ以外の複数本備えるようにしてもょ 、。
[0035] 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オトダイオードなどを用い てもよい。
産業上の利用可能性
[0036] 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

請求の範囲
[1] 複数個のシンチレータを 2次元的に密着配置し、 γ線入射深さ方向に発光パルス の減衰時間が異なり自己放射能特性を持つ複数個のシンチレータアレイを光学的に 結合したシンチレ一タブロックと、前記シンチレ一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 AZD変換器と、 y線入射深さ方向の発光パル スの減衰時間が異なる複数個のシンチレータアレイの識別手段を備えていることを特 徴とする核医学診断装置。
[2] 請求項 1に記載の核医学診断装置において、前記シンチレータアレイの識別手段に 要するパラメータは、自己放射能特性を持つシンチレータアレイの自己放射能による 信号カウントを参照して決定することを特徴とする核医学診断装置。
[3] 請求項 1に記載の核医学診断装置において、前記シンチレータアレイ識別手段は、 前記 AZD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、前記加算 手段にお 、て、前記シンチレ一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 および前記シンチレ一タブロックで発光した発光パルスの発光開始時力 発光終了 時までのデジタル信号を加算した全加算値に基づき、途中加算値を全加算値で除 算した値を示す識別値を算出する識別値算出手段と、前記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を求める中間値算出手段と、前 記中間値算出手段で算出された中間値に対して、前記識別値算出手段で算出され た識別値が大きい値力 vj、さい値かを判別する判別手段を備え、その判別方法は自 己放射能特性を持つシンチレータアレイの自己放射能による信号カウントを参照して 発光開始時力 途中時点までの期間と中間値のパラメータを求めることを特徴とする 核医学診断装置。
[4] 請求項 1に記載の核医学診断装置において、前記シンチレ一タブロックと前記受光 素子とを光学的に結合するライトガイドを備えていることを特徴とする核医学診断装 置。
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