WO2014065286A1 - 検出器モジュールの配置決定方法、ガンマ線検出器、及びｐｅｔ装置 - Google Patents

検出器モジュールの配置決定方法、ガンマ線検出器、及びｐｅｔ装置 Download PDF

Info

Publication number
WO2014065286A1
WO2014065286A1 PCT/JP2013/078602 JP2013078602W WO2014065286A1 WO 2014065286 A1 WO2014065286 A1 WO 2014065286A1 JP 2013078602 W JP2013078602 W JP 2013078602W WO 2014065286 A1 WO2014065286 A1 WO 2014065286A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
detector
detector modules
modules
determining
relative position
Prior art date
Application number
PCT/JP2013/078602
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
ジン チャン ワン，
ケント シー． バー，
ホイニィ ドゥ，
ジェリー ワン，
Original Assignee
株式会社 東芝
東芝メディカルシステムズ株式会社
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 株式会社 東芝, 東芝メディカルシステムズ株式会社 filed Critical 株式会社 東芝
Priority to EP13849654.2A priority Critical patent/EP2910975B1/en
Priority to CN201380003445.9A priority patent/CN103975252B/zh
Publication of WO2014065286A1 publication Critical patent/WO2014065286A1/ja

Links

Images

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
    • G01T1/161—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
    • G01T1/1648—Ancillary equipment for scintillation cameras, e.g. reference markers, devices for removing motion artifacts, calibration devices
    • 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)
    • 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

Definitions

  • the present embodiment relates to a detector module arrangement determination method, a gamma ray detector, and a PET apparatus.
  • the PET (positron emission tomography) apparatus is equipped with about several dozen to about one hundred detector modules having different timing characteristics.
  • the detector modules are randomly arranged in the PET apparatus.
  • the detector modules are typically arranged irregularly within the detector ring.
  • An object of the embodiment is to provide a detector module arrangement determination method, a gamma ray detector, and a PET apparatus that can improve the uniformity of the performance of the PET apparatus.
  • the detector module arrangement determining method includes a plurality of detector module gamma rays configured to convert light generated in response to incident gamma rays generated due to pair annihilation events into electrical signals.
  • a method for determining an arrangement in a detector wherein the performance information of each of the plurality of detector modules is acquired, and based on the acquired performance information, the plurality of detector modules in the gamma ray detector Determining the relative position of each.
  • FIG. 1 is a diagram illustrating an arrangement example of 40 detector modules included in a detector ring mounted on the PET apparatus according to the present embodiment.
  • FIG. 2 is a diagram illustrating a typical flow of a detector module pair determination method based on performance information according to the present embodiment.
  • FIG. 3 is a diagram showing a typical flow of the first arrangement method of the detector modules included in the detector ring mounted on the PET apparatus according to the present embodiment.
  • FIG. 4A is a diagram three-dimensionally showing an arrangement example of 160 detector modules included in the detector ring mounted on the PET apparatus according to the present embodiment.
  • FIG. 4B is a plan view illustrating an arrangement example of 160 detector modules included in the detector ring mounted on the PET apparatus according to the present embodiment.
  • FIG. 1 is a diagram illustrating an arrangement example of 40 detector modules included in a detector ring mounted on the PET apparatus according to the present embodiment.
  • FIG. 2 is a diagram illustrating a typical flow of a detector module pair determination method based on performance information according to the present embodiment.
  • FIG. 5 is a diagram illustrating a typical flow of the second arrangement method of the detector modules included in the detector ring mounted on the PET apparatus according to the present embodiment.
  • FIG. 6 is a diagram illustrating an example of the configuration of the PET apparatus according to the present embodiment.
  • FIG. 7 is a diagram illustrating an example of the configuration of an improved PET apparatus used for measuring the time resolution of the detector module according to the present embodiment.
  • FIG. 8 is a diagram illustrating an example of a timing spectrum of the detector module according to the present embodiment.
  • FIG. 9 is a diagram illustrating a configuration example of a measurement apparatus for measuring time resolution according to the present embodiment.
  • FIG. 10 is a diagram illustrating another configuration example of the measuring apparatus for measuring the time resolution according to the present embodiment.
  • This embodiment describes an apparatus and method for improving performance uniformity in a PET device, and more specifically, by placing a detector module in a detector ring based on detector module performance information. An apparatus and method for improving the uniformity of performance across the FOV of a PET apparatus is described.
  • This embodiment equalizes the time resolution of the detector module, thereby making the time resolution more uniform across the PET device, so that previous information can be used, for example, preliminary performance characteristics and / or generation performance of the detector module.
  • a method of placing a detector module in a PET device using (production performance) characteristics is provided. The benefit of using TOF information to improve image quality is also achieved across the FOV.
  • detector modules each including an array of scintillation crystals that convert light generated in response to incident gamma rays generated due to pair annihilation events into electrical signals are disposed within the gamma ray detector.
  • a method comprising: obtaining performance information of each detector module; and determining a relative position of each detector module within the gamma ray detector based on the obtained performance information of the detector module. A method is provided.
  • each array includes scintillation crystals that convert light generated in response to incident gamma rays generated due to pair annihilation events into electrical signals, and are arranged to form a detector ring.
  • a gamma ray detector is provided that includes a plurality of detector modules, wherein the detector modules are arranged in a detector ring based on the performance characteristics of the detector module.
  • a method for measuring the time resolution of each detector module and ranking the detector modules in the PET apparatus based on the time resolution is provided.
  • the detector modules are paired so that the average time resolution of each pair is as close as possible.
  • the detector modules belonging to the pair are then placed in the PET apparatus so that their positions are mirrors of each other with respect to the center of the FOV.
  • the detector modules are arranged such that any detector module with relatively low timing performance is less likely to be paired with another detector module with relatively low timing performance. .
  • an algorithm is used to take into account LOR (line-of-responses) from the detector module to optimize the uniformity of the time resolution.
  • the detector module is arranged so that the target organ (for example, the heart) is located in an area having a relatively high time resolution.
  • a method for equalizing the time resolution in the PET apparatus by connecting a detector module having a relatively high time resolution to a readout electronic device having a relatively low time resolution.
  • FIG. 1 is a diagram illustrating an arrangement example of a plurality of detector modules in a PET apparatus.
  • a plurality of detector modules arranged on the circumference constitute a detector ring.
  • the number of detector modules according to the present embodiment can be set to an arbitrary number.
  • a detector ring constituted by 40 detector modules is exemplified.
  • the inner number in FIG. 1 indicates the position of the detector module.
  • the positions of the detector modules are numbered in order counterclockwise, with the vertex of the detector ring being 1.
  • the outer numbers in FIG. 1 indicate the relative rank of the time resolution of the detector module.
  • the detector module having the highest time resolution (first place) and the detector module having the lowest time resolution (40th place) are determined as a pair. Determining the pair of two detector modules will be referred to as pairing.
  • the pair of detector modules are arranged face to face.
  • the detector module with the second highest time resolution (second place) is paired with the detector module with the second lowest time resolution (position 39).
  • a plurality of detector modules are arranged on the circumference so that the sum of the relative ranks of the two detector modules that form a pair is substantially the same.
  • a pair of two detector modules will be referred to as a detector module pair.
  • FIG. 2 is a diagram showing a typical flow of a detector module pair determination method based on detector module performance information.
  • step S201 the performance information of the detector module mounted on the detector ring is acquired.
  • performance information include time resolution, spatial resolution, and energy resolution of each detector module.
  • the performance information may be other information similar to time resolution, spatial resolution, and energy resolution.
  • each detector module is ranked based on the acquired performance information.
  • step S205 the detector module with the highest order (best performance) is paired with the detector module with the lowest order.
  • step S207 it is confirmed whether all the detector modules have been paired. If all the detector modules are not paired, in step S209, the detector module having the highest performance ranking among the detector modules not paired is paired with the detector module having the lowest performance ranking. . Next, it returns to step S207 again and it is confirmed whether all the detector modules were paired. If it is confirmed in step S207 that all the detector modules have been paired, the detector module pair determination process ends in step S211.
  • the detector module pair determination process is not limited to the above process.
  • two detector modules may be paired so that the average time resolution of each detector module pair is as close as possible.
  • two detector modules may be paired so that any detector module with relatively low timing performance is less likely to be paired with another detector module with relatively low timing performance.
  • FIG. 3 is a diagram showing a typical flow of the first arrangement process of the detector module pair in the detector ring mounted on the PET apparatus according to the present embodiment.
  • the performance is more uniform over the entire FOV. It is assumed that the detector module pair has already been paired by the determination process shown in FIG. 2 at the start of the arrangement process of FIG.
  • a plurality of detector module pairs are sorted according to the rank of the detector module having the higher rank among the detector module pairs.
  • the first detector module pair is the detector module pair that includes the highest order detector module.
  • step S303 the two detector modules included in the first detector module pair are arranged in the detector ring so as to face each other.
  • the two detector modules included in the first detector module pair can be placed at any position on the detector ring, with the restriction that they face each other.
  • the detector module having the higher order among the detector module pairs to be arranged next is the right or left side of the detector module having the higher order from the detector module pair to be arranged last time. It is arranged in the vacant position.
  • the detector module with the lower order of the detector module pairs to be arranged is arranged opposite to the detector module with the higher order of the detector module pairs to be arranged.
  • the detector module pair to be arranged is determined as the highest-order detector module pair among the non-arranged detector module pairs.
  • step S307 it is confirmed whether all the detector module pairs have been arranged. When there is a detector module pair that is not arranged, the process returns to step S305, and a detector module pair that is not arranged is arranged. If it is confirmed in step S307 that all detector modules have been arranged, the arrangement process ends in step S309. According to this arrangement method, the two detector modules belonging to the detector module pair are arranged in the PET apparatus so that their positions are reflected from each other with respect to the center of the FOV.
  • FIG. 4A is a diagram three-dimensionally showing an arrangement example of 160 detector modules included in a detector ring mounted on the PET apparatus.
  • FIG. 4B is a plan view showing an arrangement example of 160 detector modules included in the detector ring mounted on the PET apparatus.
  • the detector ring includes a plurality of detector modules arranged along an axis.
  • the detector ring has four detector module positions labeled 1 to 4 along the axis and 40 detector module positions labeled 1 to 40 counterclockwise in the azimuth direction.
  • the pair of No. 1 and No. 160 connected by a line is a detection composed of a first detector module and a 160th detector module arranged facing each other in the detector ring.
  • a module module pair is shown.
  • FIG. 5 is a diagram showing a typical flow of the second arrangement process of the detector modules in the detector ring mounted on the PET apparatus according to the present embodiment. This second arrangement process makes the performance more uniform over the entire FOV. Similar to the arrangement process in FIG. 3, at the start of the arrangement process in FIG. 5, it is assumed that the detector module pair has already been paired by the determination process shown in FIG.
  • step S501 a plurality of detector module pairs are sorted according to the rank of the detector module having the higher rank among the detector module pairs.
  • the first detector module pair is the detector module pair that includes the highest order detector module.
  • step S503 the higher order detector module of the first pair of detector modules is placed at an arbitrary azimuthal position in the detector ring as close as possible to the center plane of the axis.
  • the detector module with the lower order of the first pair of detector modules is arranged opposite the detector module with the higher order.
  • step S505 the detector module having the higher order among the detector module pairs to be arranged next is as much as possible of the detector module having the higher order among the detector module pairs to be arranged last time. Located nearby. The detector module having the lower order of the detector module pairs to be arranged is arranged opposite to the module having the higher order of arrangement. The detector module pair to be arranged is determined as the highest-order detector module pair among the non-arranged detector module pairs.
  • step S507 it is confirmed whether all the detector module pairs have been arranged. When there is a detector module pair that is not arranged, the process returns to step S505, and a detector module pair that is not arranged is arranged. If it is confirmed in step S507 that all the detector modules have been arranged, the arrangement process ends in step S509.
  • the detector module placement process is not limited to the above process.
  • the LOR from the detector module may be considered to optimize the temporal resolution uniformity.
  • the detector modules may be arranged so that the temporal resolution is spatially different.
  • the temporal resolution of the FOV can be spatially non-uniform.
  • the imaging target is arranged in a region having a relatively high time resolution.
  • the patient is positioned such that the heart is located in an area where the temporal resolution is relatively high.
  • the detector module when the readout electronic device has non-uniform timing performance, the detector module may be arranged to equalize the time resolution further based on the timing performance of the readout electronic device.
  • a time-to-digital converter (TDC) implemented in a field programmable logic array (FPGA) may have different timing accuracy.
  • the timing performance of the readout electronics can be obtained from past performance tests for each electronic substrate, which is usually a standard part of the manufacturing process.
  • a detector module with a relatively high temporal resolution is assembled with readout electronics that have a relatively low timing performance so as to obtain a balanced performance.
  • the performance ranking of the detector modules is determined based on the combined performance of the detector modules and the readout electronics assembled together with the detector modules during manufacture.
  • the detector module pair is arranged to face each other at an arbitrary position in the detector ring. Therefore, the quality of the LOR passing near the center of the detector ring becomes more uniform.
  • FIG. 6 is a diagram illustrating an example of the configuration of the PET apparatus according to the present embodiment.
  • the photomultiplier tubes 135 and 140 are disposed on the light guide 130, and the scintillation crystal array 105 is disposed below the light guide 130.
  • a second array 125 of scintillation crystals is disposed on the opposite side of the scintillation crystal 105, and a light guide 115 and photomultiplier tubes 195, 110 are disposed thereon.
  • FIG. 6 when gamma rays are radiated from a subject (not shown), the gamma rays travel in directions away from each other by about 180 °.
  • Gamma rays are simultaneously detected by the scintillation crystals 100 and 120. If the gamma rays are detected by the scintillation crystals 100 and 120 within a predetermined time period, it is determined that the event is a scintillation event. That is, the gamma ray detector simultaneously detects gamma rays with the scintillation crystals 100 and 120.
  • the photomultiplier tubes 110, 135, 140, and 195 are connected to the data collection unit 150.
  • Data collection unit 150 includes hardware configured to process signals from photomultiplier tubes. The data collection unit 150 measures the arrival time of gamma rays. The data collection unit 150 generates two outputs (an output related to the combination of the photomultiplier tubes 135/140 and an output related to the combination of the photomultiplier tubes 110/195), and a system clock (not shown) is generated based on the two outputs. The time of the discriminator pulse with respect to is encoded. In the case of a TOF type PET apparatus, the data collection unit 150 generally generates a time stamp with an accuracy of 15 to 25 ps. The data collection unit 150 measures the amplitude of each photomultiplier tube signal (four of the outputs from the data collection unit 150).
  • the output from the data collection unit 150 is supplied to the CPU 170.
  • the CPU 170 performs signal processing on the output from the data collection unit 150.
  • the signal processing includes the energy and position of the output from the data collector 150 and the estimation of the arrival time from the time stamp output for each event.
  • the signal processing may also include applying a number of correction processes based on past calibrations to improve the accuracy of the energy, position, and time estimates.
  • the CPU 170 may be implemented as an individual logic gate as an application specific integrated circuit (ASIC), a field programmable gate array (FPGA), or other multifunction programmable logic element (CPLD).
  • ASIC application specific integrated circuit
  • FPGA field programmable gate array
  • CPLD multifunction programmable logic element
  • An FPGA or CPLD implementation may be encoded in VHDL, Verilog, or any other hardware description language, where the code is stored directly in electronic memory or in separate electronic memory within the FPGA or CPLD. Also good.
  • the electronic memory may be non-volatile such as ROM, EPROM, EEPROM, or FLASH memory.
  • the electronic memory may also be a volatile, such as static or dynamic RAM, and a processor, such as a microcontroller or microprocessor, that manages the electronic memory and the interaction between the FPGA or CPLD and the electronic memory. May be provided for this purpose.
  • the CPU 170 may be implemented as a computer readable instruction set stored in any of the above-described electronic memory, hard disk drive, CD, DVD, FLASH drive, or any other known storage medium.
  • computer readable instructions include processors such as Intel's Xenon processor or AMD's Opteron processor, as well as Microsoft (R) _VISTA (R), UNIX (R), and Solaris (R).
  • processors such as Intel's Xenon processor or AMD's Opteron processor, as well as Microsoft (R) _VISTA (R), UNIX (R), and Solaris (R).
  • R Microsoft
  • R _VISTA
  • R UNIX
  • Solaris Solaris
  • background daemons or operating systems that run in conjunction with an operating system such as Linux, LINUX®, Apple®, MAC-OS, and other operating systems known to those skilled in the art It may be provided as a component, or a combination thereof.
  • the processed signal is stored in the electronic storage device 180 or displayed on the display device 145.
  • the electronic storage device 180 may be a hard disk drive, CD-ROM drive, DVD drive, FLASH drive, RAM, ROM, or any other electronic storage device known in the art.
  • Display device 145 may be implemented as an LCD display, CRT display, plasma display, OLED, LED, or any other display device known in the art.
  • the PET apparatus includes an interface 175.
  • the PET apparatus according to the present embodiment interfaces with other external devices and users via the interface 175.
  • interface 175 may be a USB interface, a PCMCIA interface, an Ethernet interface, or any other interface known in the art.
  • the interface 175 may also be wired or wireless, and may be a keyboard, mouse, or other human interface device known in the art that interacts with the user.
  • FIG. 7 is a diagram illustrating an example of the configuration of an improved PET apparatus used for measuring the time resolution of the detector module according to the present embodiment.
  • a reference detector 400 and a detector under test (DUT) 500 are placed on either side of a radioisotope 300 such as 68 Ge or 22 Na.
  • the radioisotope 300 emits a pair of gamma rays having 511 keV.
  • the reference detector 400 includes a reference detector scintillator crystal 200 and a reference detector optical sensor 205.
  • each detector will also detect a single gamma ray whose corresponding gamma ray is not detected by the opposite detector. For example, some gamma rays pass through the detector without interaction. These single gamma rays may be randomly paired with other single gamma rays in the opposite detector by the collection system.
  • the measured time resolution ⁇ t measured for the detector pair is equal to the half-wave height full width value (FWHM) of the timing spectrum after subtracting the continuous component of the random coincidence.
  • the measured time resolution ⁇ t measured is obtained by the add-in quadrature of the square of the time resolution of each detector. Accordingly, the time resolution of the test detector 500 is given by the following equation, assuming that the time resolution of the reference detector 400 is known.
  • ⁇ t DUT indicates the time resolution of the test detector 500
  • ⁇ t reference indicates the time resolution of the reference detector 400.
  • the reference detector 400 includes a single crystal on a photomultiplier tube, but may instead be a multi-pixel. In this case, the temporal resolution of each pixel is determined.
  • ⁇ t A , ⁇ t B , and ⁇ t C are determined by finding a solution of the following set of linear equations (in the sense of least squares due to some uncertainty / noise during measurement).
  • any one of the three reference detectors A, B, or C may be used as the reference detector 400. According to one embodiment, a reference detector with the lowest temporal resolution is used.
  • An alternative method for determining the time resolution of a reference detector is that two nominally identical reference detectors (ie, the same type and size of scintillator crystal, the same type of reflector around the crystal, the crystal and the PMT) The same photocoupled compound, the same type of PMT, etc.).
  • the time resolution of two nominally identical reference detectors can be assumed to be the same and can be obtained by the following equation:
  • FIG. 9 is a diagram illustrating a configuration example of a measurement apparatus for measuring time resolution according to the present embodiment.
  • a reference detector and a test detector are placed on either side of the radioisotope.
  • the radioisotope emits a pair of annihilation gamma rays having 511 keV. Examples of the radioisotope include 68 Ge or 22 Na.
  • the test detector is connected to a time pick-off module (eg, a comparator), and the time pick-off module is connected to the start input of a time-to-amplitude converter (TAC).
  • TAC time-to-amplitude converter
  • the reference detector is connected to a time pickoff module (eg, a comparator), the time pickoff module is connected to a fixed delay module, and the fixed delay module is connected to a stop input of the TAC.
  • the output of the TAC is connected to a multi-channel analyzer (MCA). In FIG. 9, only the timing channel is shown.
  • MCA multi-channel analyzer
  • FIG. 10 is a diagram illustrating another configuration example of the measuring apparatus for measuring the time resolution according to the present embodiment.
  • a reference detector and a test detector are placed on either side of the radioisotope.
  • the radioisotope emits a pair of annihilation gamma rays having 511 keV. Examples of the radioisotope include 68 Ge or 22 Na.
  • the reference detector and the test detector are connected to a time pickoff module (eg, a comparator), and the time pickoff module is connected to a time digital converter (TDC).
  • TDC time digital converter
  • Each TDC is connected to the same processing apparatus.
  • the processing device determines the coincidence count and generates a timing histogram. In FIG. 10, only the timing channel is shown.
  • the measuring device according to the present embodiment also records the energy of each event, and only the events within a predetermined energy window are histogrammed by the processing device.
  • every process, description, or block in the flowchart is a module, segment, or portion of code that includes one or more executable instructions for implementing a particular logical function or step in the process.
  • alternative implementations are included within the scope of exemplary embodiments of the present invention, depending on the functionality involved, as will be appreciated by those skilled in the art.
  • the functions may be performed in a different order than shown or discussed, including substantially simultaneous or reverse order.
  • SYMBOLS 100 ... Scintillation crystal, 105 ... Scintillation crystal array, 115 ... Light guide, 120 ... Scintillation crystal, 125 ... Scintillation crystal array, 130 ... Light guide, 135 ... Photomultiplier tube, 140 ... Photomultiplier tube, 145 ... Display device , 150 ... Data collection unit, 170 ... CPU, 175 ... Interface, 180 ... Electronic storage device, 195 ... Photomultiplier tube

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Nuclear Medicine (AREA)
  • Measurement Of Radiation (AREA)

Abstract

　ＰＥＴ装置の性能の均一性の向上。　対消滅イベントに起因して発生する入射ガンマ線に応答して発生する光を電気信号に変換するように構成された複数の検出器モジュールのガンマ線検出器内における配置を決定する方法に関する。まず、複数の検出器モジュールの各々の性能情報が取得される。次に、取得され性能情報に基づいて、ガンマ線検出器内における複数の検出器モジュールの各々の相対的な位置が決定される。

Description

検出器モジュールの配置決定方法、ガンマ線検出器、及びＰＥＴ装置
　本実施形態は、検出器モジュールの配置決定方法、ガンマ線検出器、及びＰＥＴ装置に関する。
　ＰＥＴ（positron emission tomography）装置は、タイミング特性が異なる約数十個から約百個の検出器モジュールを搭載する。検出器モジュールは、ＰＥＴ装置内で不規則に配置される。例えば、複数の検出器モジュールが検出器リングを形成するように配置されたＰＥＴ検出器の場合、検出器モジュールは、一般的に、検出器リング内で不規則に配置される。
　ＴＯＦ（time of flight）型ＰＥＴ装置の場合、この不規則性により、通常、ＰＥＴ＿ＦＯＶ（field of view）や再構成断面における時間分解能が不均一になる。この不均一性の解消を試みる場合、画像再構成がより複雑になってしまい、この不均一性の解消を試みない場合、画質が低下してしまう。
　実施形態の目的は、ＰＥＴ装置の性能の均一性の向上を可能とする検出器モジュールの配置決定方法、ガンマ線検出器、及びＰＥＴ装置を提供することにある。
　本実施形態に係る検出器モジュールの配置決定方法は、対消滅イベントに起因して発生する入射ガンマ線に応答して発生する光を電気信号に変換するように構成された複数の検出器モジュールのガンマ線検出器内における配置を決定する方法であって、前記複数の検出器モジュールの各々の性能情報を取得し、前記取得され性能情報に基づいて、前記ガンマ線検出器内における前記複数の検出器モジュールの各々の相対的な位置を決定する、ことを具備する。
　ＰＥＴ装置の性能の均一性の向上。
図１は、本実施形態に係るＰＥＴ装置に搭載される検出器リングに含まれる４０個の検出器モジュールの配置例を示す図である。 図２は、本実施形態に係る、性能情報に基づく検出器モジュール対の決定方法の典型的な流れを示す図である。 図３は、本実施形態に係るＰＥＴ装置に搭載される検出器リングに含まれる検出器モジュールの第１の配置方法の典型的な流れを示す図である。 図４Ａは、本実施形態に係るＰＥＴ装置に搭載される検出器リングに含まれる１６０個の検出器モジュールの配置例を三次元的に示す図である。 図４Ｂは、本実施形態に係るＰＥＴ装置に搭載される検出器リングに含まれる１６０個の検出器モジュールの配置例を平面的に示す図である。 図５は、本実施形態に係るＰＥＴ装置に搭載される検出器リングに含まれる検出器モジュールの第２の配置方法の典型的な流れを示す図である。 図６は、本実施形態に係るＰＥＴ装置の構成の一例を示す図である。 図７は、本実施形態に係る検出器モジュールの時間分解能の測定に使用される改良型のＰＥＴ装置の構成の一例を示す図である。 図８は、本実施形態に係る検出器モジュールのタイミングスペクトルの一例を示す図である。 図９は、本実施形態に係る、時間分解能を測定するための測定装置の構成例を示す図である。 図１０は、本実施形態に係る、時間分解能を測定するための測定装置の他の構成例を示す図である。
　本実施形態は、ＰＥＴ装置における性能の均一性を改善する装置および方法を記載し、より具体的には、検出器モジュールの性能情報に基づいて検出器リング内で検出器モジュールを配置することによって、ＰＥＴ装置のＦＯＶ全域に亘って性能の均一性を改善する装置および方法を記載する。
　本実施形態は、検出器モジュールの時間分解能を均等化し、それによってＰＥＴ装置全体に亘って時間分解能をより均一にするため、以前の情報を、例えば検出器モジュールの予備性能特性および／または生成性能（production performance）特性を使用して、ＰＥＴ装置内で検出器モジュールを配置する方法を提供する。ＴＯＦ情報を使用して画質を改善することの利益も、ＦＯＶ全域に亘って達成される。
　本実施形態によれば、対消滅イベントに起因して発生する入射ガンマ線に応答して発生する光を電気信号に変換するシンチレーション結晶のアレイをそれぞれ含む検出器モジュールを、ガンマ線検出器内で配置する方法であって、検出器モジュールそれぞれの性能情報を取得する工程と、取得した検出器モジュールの性能情報に基づいて、ガンマ線検出器内における検出器モジュールそれぞれの相対位置を決定する工程とを含む、方法が提供される。
　本実施形態によれば、対消滅イベントに起因して発生する入射ガンマ線に応答して発生する光を電気信号に変換するシンチレーション結晶のアレイをそれぞれ含み、検出器リングを形成するように配置される複数の検出器モジュールを含み、検出器モジュールが、検出器モジュールの性能特性に基づいて検出器リング内で配置される、ガンマ線検出器が提供される。
　本実施形態によれば、各検出器モジュールの時間分解能を測定し、それらの時間分解能に基づいてＰＥＴ装置内の検出器モジュールを順位付けする方法が提供される。
　本実施形態によれば、検出器モジュールは、各対の平均時間分解能ができるだけ近くなるようにペアリングされる。次に、対に属する検出器モジュールは、それらの位置がＦＯＶの中心に対して互いの鏡映となるようにＰＥＴ装置内で配置される。
　本実施形態によれば、検出器モジュールは、タイミング性能が比較的低い任意の検出器モジュールが、タイミング性能が比較的低い別の検出器モジュールとペアリングされる確率が低くなるように配置される。
　本実施形態によれば、時間分解能の均一性を最適化するのに検出器モジュールからのＬＯＲ（line-of-responses）を考慮するため、アルゴリズムが使用される。
　本実施形態によれば、検出器モジュールは、時間分解能が比較的高い領域内に対象の器官（例えば、心臓）が位置するように配置される。
　本実施形態によれば、時間分解能が比較的高い検出器モジュールを時間分解能が比較的低い読出し用電子機器と連結することによって、ＰＥＴ装置における時間分解能を均等化する方法が提供される。
　次に図面を参照しながら本実施形態に係るＰＥＴ装置について説明する。図１は、ＰＥＴ装置における複数の検出器モジュールの配置例を示す図である。図１に示すように、円周上に配列された複数の検出器モジュールが検出器リングを構成する。本実施形態に係る検出器モジュールの個数は任意の個数に設定可能である。図１においては、例示的に４０個の検出器モジュールにより構成される検出器リングが例示されている。図１における内側の数値は、検出器モジュールの位置を示す。検出器モジュールの位置は、検出器リングの頂点を１とし、反時計回りに順番に番号が割り当てられている。図１における外側の数値は、検出器モジュールの時間分解能の相対順位を示す。この例では、時間分解能が最も高い検出器モジュール（第１位）と時間分解能が最も低い検出器モジュール（第４０位）とは対に決定される。二つの検出器モジュールの対を決定することをペアリング（pairing）と呼ぶことにする。対の検出器モジュールは、向かい合わせに配置される。同様に、時間分解能が二番目に高い検出器モジュール（第２位）は、時間分解能が二番目に低い検出器モジュール（第３９位）とペアリングされる。このように、本実施形態においては、対をなす二つの検出器モジュールの相対順位の合計が略同一になるように、複数の検出器モジュールが円周上に配置される。以下、二つの検出器モジュールの対を検出器モジュール対と呼ぶことにする。
　図２は、検出器モジュールの性能情報に基づく検出器モジュール対の決定方法の典型的な流れを示す図である。
　図２に示すように、ステップＳ２０１において、検出器リングに搭載される検出器モジュールの性能情報が取得される。性能情報としては、例えば、各検出器モジュールの時間分解能や空間分解能、エネルギー分解能が挙げられる。また、性能情報としては、時間分解能や空間分解能、エネルギー分解能に類似する他の情報であっても良い。
　ステップＳ２０３において、取得され性能情報に基づいて、各検出器モジュールに順位が付される。
　ステップＳ２０５において、最高順位の（最も性能の良い）検出器モジュールが最低順位の検出器モジュールとペアリングされる。
　ステップＳ２０７において、全ての検出器モジュールがペアリングされたか否かが確認される。全ての検出器モジュールがペアリングされていない場合、ステップＳ２０９において、ペアリングされていない検出器モジュールのうち最も性能順位が高い検出器モジュールが、最も性能順位が低い検出器モジュールとペアリングされる。次に再びステップＳ２０７に戻り、全ての検出器モジュールがペアリングされたか否かが確認される。そしてステップＳ２０７において、全ての検出器モジュールがペアリングされたことが確認された場合、ステップＳ２１１において検出器モジュール対の決定処理が終了する。
　なお、検出器モジュール対の決定処理は上記の処理のみに限定されない。例えば、検出器モジュールは、各検出器モジュール対の平均時間分解能ができるだけ近くなるように、二つの検出器モジュールがペアリングされても良い。
　また、タイミング性能が比較的低い任意の検出器モジュールが、タイミング性能が比較的低い別の検出器モジュールとペアリングされる確率が低くなるように、二つの検出器モジュールがペアリングされても良い。
　図３は、本実施形態に係るＰＥＴ装置に搭載される検出器リング内における検出器モジュール対の第１の配置処理の典型的な流れを示す図である。この第１の配置処理により、ＦＯＶ全域に亘って性能がより均一化される。なお、図３の配置処理の開始時においては既に検出器モジュール対が図２に示す決定処理等によりペアリングされているものとする。
　ステップＳ３０１において、各検出器モジュール対のうちの順位が高い方の検出器モジュールの順位に応じて、複数の検出器モジュール対がソート（sort）される。例えば、第１位の検出器モジュール対は、最高順位の検出器モジュールを含む検出器モジュール対である。
　ステップＳ３０３において、第１位の検出器モジュール対に含まれる二つの検出器モジュールが、互いに向かい合うように検出器リング内に配置される。第１位の検出器モジュール対に含まれる二つの検出器モジュールは、互いに向かい合うという制限下において、検出器リングの任意の位置に配置可能である。
　ステップＳ３０５において、次の配置対象の検出器モジュール対のうちの順位が高い方の検出器モジュールが、前回の配置対象の検出器モジュール対のうちの順位が高い方の検出器モジュールの右側又は左側の空いている位置に配置される。当該配置対象の検出器モジュール対のうちの順位が低い方の検出器モジュールが、当該配置対象の検出器モジュール対のうちの順位が高い方の検出器モジュールの向かい側に配置される。配置対象の検出器モジュール対は、配置されていない検出器モジュール対のうちの最高順位の検出器モジュール対に決定される。
　ステップＳ３０７において、全ての検出器モジュール対が配置されたか否かが確認される。配置されていない検出器モジュール対がある場合、ステップＳ３０５に戻り、配置されていない検出器モジュール対が配置される。そしてステップＳ３０７において全ての検出器モジュールが配置されたことが確認された場合、ステップＳ３０９において配置処理が終了する。この配置方法によれば、検出器モジュール対に属する二つの検出器モジュールは、それらの位置がＦＯＶの中心に対して互いに鏡映となるようにＰＥＴ装置内で配置される。
　図４Ａは、ＰＥＴ装置に搭載される検出器リングに含まれる１６０個の検出器モジュールの配置例を三次元的に示す図である。図４Ｂは、ＰＥＴ装置に搭載される検出器リングに含まれる１６０個の検出器モジュールの配置例を平面的に示す図である。図４Ａ及び図４Ｂに示すように、検出器リングは、軸線に沿って配列された複数の検出器モジュールを含む。例えば、検出器リングは、軸線に沿って１から４の表示がされた４つの検出器モジュール位置と、方位角方向で反時計回りに１から４０の表示がされた４０個の検出器モジュール位置とを含む。図４Ａでは、線によって接続された１番および１６０番の対は、検出器リング内で互いに向かい合って配置された第１位の検出器モジュールと第１６０位の検出器モジュールとにより構成される検出器モジュール対を示す。
　図５は、本実施形態に係るＰＥＴ装置に搭載される検出器リング内における検出器モジュールの第２の配置処理の典型的な流れを示す図である。この第２の配置処理により、ＦＯＶ全域に亘って性能がより均一化される。なお、図３における配置処理と同様に、図５の配置処理の開始時においては既に検出器モジュール対が図２に示す決定処理等によりペアリングされているものとする。
　ステップＳ５０１において、各検出器モジュール対のうちの順位が高い方の検出器モジュールの順位に応じて、複数の検出器モジュール対がソート（sort）される。例えば、第１位の検出器モジュール対は、最高順位の検出器モジュールを含む検出器モジュール対である。
　ステップＳ５０３において、第１位の検出器モジュール対のうちの順位が高い方の検出器モジュールが、検出器リングにおける任意の方位角位置であって、軸線の中央平面に可能な限り近くに配置される。第１位の検出器モジュール対のうちの順位が低い方の検出器モジュールが、順位が高い方の検出器モジュールの向かい側に配置される。
　ステップＳ５０５で、次の配置対象の検出器モジュール対のうちの順位が高い方の検出器モジュールが、前回の配置対象の検出器モジュール対のうちの順位が高い方の検出器モジュールの可能な限り近くに配置される。当該配置対象の検出器モジュール対のうちの順位が低い方の検出器モジュールを、当該配置対象の順位が高い方のモジュールの向かい側に配置する。配置対象の検出器モジュール対は、配置されていない検出器モジュール対のうちの最高順位の検出器モジュール対に決定される。
　ステップＳ５０７において、全ての検出器モジュール対が配置されたか否かが確認される。配置されていない検出器モジュール対がある場合、ステップＳ５０５に戻り、配置されていない検出器モジュール対が配置される。そしてステップＳ５０７において全ての検出器モジュールが配置されたことが確認された場合、ステップＳ５０９において配置処理が終了する。
　なお、検出器モジュールの配置処理は上記の処理のみに限定されない。例えば、時間分解能の均一性を最適化するのに検出器モジュールからのＬＯＲを考慮しても良い。
　また、検出器モジュールは、空間的に時間分解能が異なるように配置されても良い。性能が比較的高い検出器モジュールを特定の範囲あるいは位置に局在させることにより、ＦＯＶの時間分解能を空間的に不均一にすることができる。この場合、タスク特異的な撮像（例えば、心臓撮像または腫瘍撮像）の場合、撮像対象は、時間分解能が比較的高い領域内に配置される。例えば、心臓撮像の場合、時間分解能が比較的高い領域内に心臓が位置するように患者が位置決めされる。
　本実施形態によれば、読出し用電子機器が不均一なタイミング性能を有する場合、読出し用電子機器のタイミング性能にさらに基づいて時間分解能を均等化するように、検出器モジュールが配置されても良い。例えば、フィールドプログラマブル論理アレイ（ＦＰＧＡ）に実装された時間デジタル変換器（ＴＤＣ：time-to-digital converter）は、異なるタイミング精度を有することがある。読出し用電子機器のタイミング性能は、通常は製造プロセスの標準的部分である、各電子基板に対する過去の性能試験から得ることができる。ＰＥＴ装置のタイミング性能を均等化するため、時間分解能が比較的高い検出器モジュールは、均衡のとれた性能が得られるように、タイミング性能が比較的低い読出し用電子機器と併せて組み立てられる。この場合、検出器モジュールの性能の順位は、検出器モジュールと、製造中に当該検出器モジュールと併せて組み立てられた読出し用電子機器とを組み合わせた性能に基づいて決定される。
　上記の通り、検出器モジュール対は、検出器リング内の任意の位置で互いに向かい合って配置される。従って、検出器リングの中心付近を通るＬＯＲの質がより均一化する。
　図６は、本実施形態に係るＰＥＴ装置の構成の一例を示す図である。図６に示すように、光電子増倍管１３５及び１４０はライトガイド１３０の上に配置され、シンチレーション結晶のアレイ１０５はライトガイド１３０の下に配置される。シンチレーション結晶の第２のアレイ１２５はシンチレーション結晶１０５の反対側に配設され、ライトガイド１１５と光電子増倍管１９５，１１０とはその上に配置される。
　図６では、ガンマ線が被検体（図示せず）から放射されると、ガンマ線は互いに約１８０°離れた方向に進む。ガンマ線はシンチレーション結晶１００及び１２０で同時に検出され、ガンマ線が既定の時限内にシンチレーション結晶１００及び１２０で検出された場合、シンチレーションイベントであると判断される。すなわち、ガンマ線検出器は、シンチレーション結晶１００および１２０でガンマ線を同時に検出する。
　光電子増倍管１１０、１３５、１４０、及び１９５は、データ収集部１５０に接続される。データ収集部１５０は、光電子増倍管からの信号を処理するように構成されたハードウェアを含む。データ収集部１５０は、ガンマ線の到着時間を測定する。データ収集部１５０は、２つの出力（光電子増倍管１３５／１４０の組み合わせに関する出力と、光電子増倍管１１０／１９５の組み合わせに関する出力）を生成し、当該２つの出力によりシステムクロック（図示なし）に対する弁別器パルスの時間を符号化する。ＴＯＦ型ＰＥＴ装置の場合、データ収集部１５０は、一般的に、１５～２５ｐｓの精度でタイムスタンプを生成する。データ収集部１５０は、各光電子増倍管の信号（データ収集部１５０からの出力のうち４つ）の振幅を測定する。
　データ収集部１５０からの出力は、ＣＰＵ１７０に供給される。ＣＰＵ１７０は、データ収集部１５０からの出力に信号処理を施す。信号処理は、データ収集部１５０からの出力のエネルギー及び位置、ならびに各イベントに対するタイムスタンプ出力からの到着時間の推定を含む。また、信号処理は、エネルギー、位置、及び時間の推定値の精度を改善するため、過去の校正に基づく多数の補正処理を適用することを含んでもよい。ＣＰＵ１７０は、個別の論理ゲートとして、特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）、フィールドプログラマブルゲートアレイ（ＦＰＧＡ）、または他の多機能プログラマブル論理素子（ＣＰＬＤ）として実装することができる。ＦＰＧＡまたはＣＰＬＤの実装は、ＶＨＤＬ、Ｖｅｒｉｌｏｇ、または他の任意のハードウェア記述言語で符号化されてもよく、符号は、ＦＰＧＡまたはＣＰＬＤ内で電子メモリに直接、または別個の電子メモリとして格納されてもよい。さらに、電子メモリは、ＲＯＭ、ＥＰＲＯＭ、ＥＥＰＲＯＭ、またはＦＬＡＳＨメモリなどの不揮発性であってもよい。電子メモリはまた、静的または動的ＲＡＭなどの揮発性、およびマイクロコントローラまたはマイクロプロセッサなどのプロセッサであってもよく、電子メモリ、ならびにＦＰＧＡまたはＣＰＬＤと電子メモリとの間の相互作用を管理するために設けられてもよい。
　あるいは、ＣＰＵ１７０は、上述の電子メモリやハードディスクドライブ、ＣＤ、ＤＶＤ、ＦＬＡＳＨドライブ、あるいは他の任意の既知の記憶媒体のいずれかに格納される、コンピュータ可読命令セットとして実装されてもよい。さらに、コンピュータ可読命令は、米国インテル社（Intel）のＸｅｎｏｎプロセッサまたは米国ＡＭＤ社のＯｐｔｅｒｏｎプロセッサなどのプロセッサ、ならびにＭｉｃｒｏｓｏｆｔ（登録商標）＿ＶＩＳＴＡ（登録商標）、ＵＮＩＸ（登録商標）、Ｓｏｌａｒｉｓ（登録商標）、ＬＩＮＵＸ（登録商標）、Ａｐｐｌｅ（登録商標）、ＭＡＣ－ＯＳ、及び当業者には既知の他のオペレーティングシステムなどのオペレーティングシステムと連動して実行する、ユーティリティアプリケーション、バックグラウンドデーモン、もしくはオペレーティングシステムのコンポーネント、またはそれらの組み合わせとして提供されてもよい。
　ＣＰＵ１７０によって処理されると、処理済みの信号は、電子記憶装置１８０に格納されたり、表示装置１４５に表示されたりする。電子記憶装置１８０は、ハードディスクドライブ、ＣＤ－ＲＯＭドライブ、ＤＶＤドライブ、ＦＬＡＳＨドライブ、ＲＡＭ、ＲＯＭ、または当該分野において既知の他の任意の電子記憶装置であってもよい。表示装置１４５は、ＬＣＤディスプレイ、ＣＲＴディスプレイ、プラズマディスプレイ、ＯＬＥＤ、ＬＥＤ、または当該分野において既知の他の任意の表示装置として実装されてもよい。
　図６に示すように、本実施形態に係るＰＥＴ装置は、インターフェース１７５を含む。本実施形態に係るＰＥＴ装置は、インターフェース１７５を介して、他の外部デバイスやユーザとインターフェース接続する。例えば、インターフェース１７５は、ＵＳＢインターフェース、ＰＣＭＣＩＡインターフェース、イーサネット（登録商標）インターフェース、又は当該分野において既知の他の任意のインターフェースであってもよい。インターフェース１７５は、また、有線又は無線であってもよく、キーボードやマウス、ユーザと相互作用する当該分野において既知の他のヒューマンインターフェースデバイスであってもよい。
　図７は、本実施形態に係る検出器モジュールの時間分解能の測定に使用される改良型のＰＥＴ装置の構成の一例を示す図である。図７に示されるように、基準検出器４００及び試験用検出器（ＤＵＴ：detector under test）５００は、68Ｇｅ又は22Ｎａなどの放射性同位元素３００の両側に置かれる。放射性同位元素３００は、５１１ｋｅＶを有する一対のガンマ線を放射する。基準検出器４００は、基準検出器シンチレーター結晶２００と基準検出器光センサ２０５とを含む。
　収集システムによって同時計数判定窓（coincidence window）内のイベントをペアリングした後、タイミングスペクトルは図８のように見えるようになる。真の同時計数イベントのごく一部によって、基準検出器４００及び試験用検出器５００の両方で略同時に検出されるガンマ線が得られて、図８に示されるようなプロンプト同時計数ピーク（prompt coincidence peak）が生成される。同時計数イベントに加えて、各検出器はまた、対応するガンマ線が向かい側の検出器によって検出されない単一のガンマ線を検出することになる。例えば、一部のガンマ線は相互作用することなく検出器を通過する。これらの単一ガンマ線は、収集システムによって、向かい側の検出器における他の単一ガンマ線と不規則にペアリングされてもよい。それらは真の同時計数ではないので、それらの時間分布は不規則であり、そのため図８に示されるような、タイミングスペクトルの偶発同時計数の連続成分（random coincidence continuum）が得られる。検出器対（即ち、試験用検出器５００及び基準検出器４００）に対する測定時間分解能Δｔmeasuredは、偶発同時計数の連続成分を減算した後のタイミングスペクトルの半波高全幅値（ＦＷＨＭ）に等しい。
　検出器各々の時間分解能の二乗の加算の平方根（add in quadrature）により、測定時間分解能Δｔmeasuredが得られる。従って、試験用検出器５００の時間分解能は、基準検出器４００の時間分解能が既知であると仮定して、次式によって与えられる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
　式中、ΔｔDUTは試験用検出器５００の時間分解能、Δｔreferenceは基準検出器４００の時間分解能を示す。
　次に、基準検出器４００の時間分解能を先に測定する方法について記載する。本実施形態によれば、基準検出器４００は、光電子増倍管上の単結晶を含むが、その代わりにマルチピクセルであっても良い。この場合、各ピクセルの時間分解能が決定される。
　未知の時間分解能ΔｔA、ΔｔB、及びΔｔCを有する３つの基準検出器Ａ、Ｂ、及びＣの場合、考えられる検出器対の時間分解能、即ちΔｔAB、ΔｔAC、及びΔｔBCが測定される。なお、未知の時間分解能は、４つ以上であっても良い。次に、以下の一組の一次方程式（測定中に何らかの不確実性／ノイズがあるため、最小自乗という意味で）の解を求めて、ΔｔA、ΔｔB、及びΔｔCが決定される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
　３つの基準検出器Ａ、Ｂ、又はＣのいずれか１つを基準検出器４００として使用してもよい。一実施例によれば、時間分解能が最も低い基準検出器が使用される。
　基準検出器の時間分解能を決定する代替方法は、２つの名目上同一の基準検出器（即ち、シンチレーター結晶の種類およびサイズが同じ、結晶の周りの反射器の種類が同じ、結晶とＰＭＴとの間の光結合化合物が同じ、ＰＭＴの種類が同じなど）を構築するというものである。よって、２つの名目上同一の基準検出器の時間分解能は、同一であると仮定することができ、次式によって得ることができる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000003
　図９は、本実施形態に係る、時間分解能を測定するための測定装置の構成例を示す図である。基準検出器と試験用検出器は、放射性同位元素の両側に置かれる。当該放射性同位元素は、５１１ｋｅＶを有する一対の対消滅ガンマ線を放射する。当該放射性同位元素は、例えば、68Ｇｅ又は22Ｎａなどが挙げられる。試験用検出器は、時間ピックオフ（time pick-off）モジュール（例えば、比較器）に接続され、時間ピックオフモジュールは、時間振幅変換器（ＴＡＣ：time-to-amplitude converter）の開始入力に接続される。基準検出器は、時間ピックオフモジュール（例えば、比較器）に接続され、時間ピックオフモジュールは、固定遅延モジュールに接続され、固定遅延モジュールは、ＴＡＣの停止入力に接続される。ＴＡＣの出力は多重チャネル分析器（ＭＣＡ：multi-channel analyzer）に接続される。図９では、タイミングチャネルのみが示される。本実施形態に係る測定装置は、各イベントのエネルギーを記録し、既定のエネルギー窓内のイベントのみがＭＣＡに受け入れられるように、論理回路を搭載する。
　図１０は、本実施形態に係る、時間分解能を測定する測定装置の他の構成例を示す図である。基準検出器と試験用検出器は、放射性同位元素の両側に置かれる。当該放射性同位元素は、５１１ｋｅＶを有する一対の対消滅ガンマ線を放射する。当該放射性同位元素は、例えば、68Ｇｅ又は22Ｎａなどが挙げられる。基準検出器及び試験用検出器は、時間ピックオフモジュール（例えば、比較器）に接続され、時間ピックオフモジュールは、時間デジタル変換器（ＴＤＣ）に接続される。各ＴＤＣは同一の処理装置に接続される。処理装置は、同時計数を決定し、タイミングヒストグラムを生成する。図１０においては、タイミングチャネルのみが示される。本実施形態に係る測定装置は、各イベントのエネルギーも記録し、既定のエネルギー窓内のイベントのみを処理装置によりヒストグラム化する。
　上述の記載において、フローチャート中のあらゆるプロセス、記述、またはブロックは、プロセス中の特定の論理的機能またはステップを実現するための１つもしくは複数の実行可能命令を含むモジュール、セグメント、またはコードの部分を表すものとして理解すべきであり、代替の実現例が本発明の例示的実施例の範囲内に含まれ、その際、当業者には理解されるように、関与する機能性に応じて、実質的に同時または逆の順序を含む、図示または考察されるのとは異なる順序で機能が実行されてもよい。
　特定の実施例について記載してきたが、これらの実施例は、単に一例として提示されているものであり、本発明の範囲を限定しようとするものではない。実際には、本明細書に記載する新規な方法、装置、およびシステムは、様々な他の形態で具体化されてもよく、さらに、本明細書に記載する方法、装置、およびシステムの形態は、本発明の趣旨から逸脱することなく、様々に省略、置換、および変更されてもよい。添付の請求項およびそれらの等価物は、かかる形態または修正を、本発明の範囲および趣旨内にあるものとして包含するものとする。
　本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら新規な実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれるとともに、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。
　１００…シンチレーション結晶、１０５…シンチレーション結晶アレイ、１１５…ライトガイド、１２０…シンチレーション結晶、１２５…シンチレーション結晶アレイ、１３０…ライトガイド、１３５…光電子増倍管、１４０…光電子増倍管、１４５…表示装置、１５０…データ収集部、１７０…ＣＰＵ、１７５…インターフェース、１８０…電子記憶装置、１９５…光電子増倍管

Claims (11)

  1. 　対消滅イベントに起因して発生する入射ガンマ線に応答して発生する光を電気信号に変換するように構成された複数の検出器モジュールのガンマ線検出器内における配置を決定する方法であって、
    　前記複数の検出器モジュールの各々の性能情報を取得し、
    　前記取得され性能情報に基づいて、前記ガンマ線検出器内における前記複数の検出器モジュールの各々の相対的な位置を決定する、
    　ことを具備する検出器モジュールの配置決定方法。
  2. 　前記ガンマ線検出器に搭載される検出器リングを形成するため、前記決定された相対的な位置に基づいて、前記ガンマ線検出器内に前記複数の検出器モジュールを配置すること、をさらに備える請求項１記載の検出器モジュールの配置決定方法。
  3. 　前記取得工程は、前記性能情報として、前記複数の検出器モジュールの各々の時間分解能情報を取得する、請求項１記載の検出器モジュールの配置決定方法。
  4. 　前記相対的な位置の決定工程は、前記ガンマ線検出器全体の時間分解能を少なくとも部分的に均等化するように、前記複数の検出器モジュールの各々の前記相対的な位置を決定する、請求項１記載の検出器モジュールの配置決定方法。
  5. 　前記複数の検出器モジュールの各々は前記電気信号を受信するデータ収集部を有し、
    　前記検出器モジュールの配置決定方法は、
    　前記データ収集部各々の性能情報を決定することをさらに備え、
    　前記相対的な位置の決定工程は、さらに、前記データ収集部各々の性能情報に基づいて前記相対的な位置を決定する、
    　請求項１記載の検出器モジュールの配置決定方法。
  6. 　前記相対的な位置の決定工程は、前記取得された性能情報に基づいて、前記複数の検出器モジュールの中から複数の対を決定し、
    　前記配置工程は、前記複数の対の各々を構成する二つの検出器モジュールが前記検出器リングにおいて互いに１８０°離れて位置するようにして、前記複数の対を前記検出器リング内に配置する、請求項２記載の検出器モジュールの配置決定方法。
  7. 　前記相対的な位置の決定工程は、前記性能情報に基づいて前記複数の検出器モジュールを順位付けし、前記複数の対が実質的に同じ平均順位を有するように前記複数の検出器モジュールの中から前記複数の対を決定する、請求項６記載の検出器モジュールの配置決定方法。
  8. 　前記相対的な位置の決定工程は、所定の順位よりも低い順位の２つの検出器モジュールが対になる確率が所定の閾値よりも低くなるように、前記複数の検出器モジュールの中から前記複数の対を毛低する、請求項６記載の検出器モジュールの配置決定方法。
  9. 　前記相対的な位置の決定工程は、前記ガンマ線検出器の時間分解能の均一性が最適化されるように、前記複数の検出器モジュールからの複数のＬＯＲに基づいて前記相対的な位置を決定することをさらに備える、請求項１記載の検出器モジュールの配置決定方法。
  10. 　検出器リングを形成するように配置される複数の検出器モジュールを具備するガンマ線検出器であって、
    　前記複数の検出器モジュールの各々は、対消滅イベントに起因して発生する入射ガンマ線に応答して発生する光を電気信号に変換するように構成され、前記複数の検出器モジュールの各々の性能特性に基づいて前記検出器リング内に配置される、
    　ことを特徴とするガンマ線検出器。
  11. 　被検体からのガンマ線を検出するガンマ線検出器を具備し、
    　前記ガンマ線検出器は、検出器リングを形成するように配置される複数の検出器モジュールを有し、
    　前記複数の検出器モジュールの各々は、対消滅イベントに起因して発生する入射ガンマ線に応答して発生する光を電気信号に変換するように構成され、前記複数の検出器モジュールの各々の性能特性に基づいて前記検出器リング内に配置される、
    　ことを特徴とするＰＥＴ装置。
PCT/JP2013/078602 2012-10-22 2013-10-22 検出器モジュールの配置決定方法、ガンマ線検出器、及びｐｅｔ装置 WO2014065286A1 (ja)

Priority Applications (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
EP13849654.2A EP2910975B1 (en) 2012-10-22 2013-10-22 Arrangement determining method of detector module, gamma ray detector, and pet apparatus
CN201380003445.9A CN103975252B (zh) 2012-10-22 2013-10-22 检测器模块的配置确定方法、γ射线检测器、以及PET装置

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US13/657,533 2012-10-22
US13/657,533 US9140805B2 (en) 2012-10-22 2012-10-22 Apparatus and method for improving uniformity of performance in positron emission tomography

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2014065286A1 true WO2014065286A1 (ja) 2014-05-01

Family

ID=50484494

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/JP2013/078602 WO2014065286A1 (ja) 2012-10-22 2013-10-22 検出器モジュールの配置決定方法、ガンマ線検出器、及びｐｅｔ装置

Country Status (5)

Country Link
US (1) US9140805B2 (ja)
EP (1) EP2910975B1 (ja)
JP (1) JP6294047B2 (ja)
CN (1) CN103975252B (ja)
WO (1) WO2014065286A1 (ja)

Families Citing this family (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR101912715B1 (ko) * 2012-11-20 2018-10-29 삼성전자주식회사 방사선이 방출된 위치의 분포를 추정하는 방법 및 장치
CN108013895B (zh) * 2017-11-28 2021-08-27 上海联影医疗科技股份有限公司 一种符合判断方法、装置、设备和介质
US11182935B2 (en) * 2020-04-02 2021-11-23 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Evaluation of image formation system components
US11096633B1 (en) * 2020-05-27 2021-08-24 Canon Medical Systems Corporation Positron emission tomography scanner with axially-adjustable detector module rings
CN112925007B (zh) * 2021-01-29 2022-11-18 明峰医疗系统股份有限公司 一种pet探测器的测量方法、系统及计算机可读存储介质

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH1048340A (ja) * 1996-07-30 1998-02-20 Hitachi Cable Ltd コリメータ用複合ハニカム構造体
JP2006084309A (ja) * 2004-09-15 2006-03-30 Shimadzu Corp 放射線検出器
WO2008102422A1 (ja) * 2007-02-19 2008-08-28 Shimadzu Corporation 核医学診断装置

Family Cites Families (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS5594175A (en) * 1979-01-12 1980-07-17 Kagaku Gijutsucho Hoshasen Igaku Sogo Kenkyusho Position tomograph
JP5174813B2 (ja) * 2006-07-21 2013-04-03 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ Ｔｏｆｐｅｔの再構成を改良するための方法及びシステム
WO2009059312A2 (en) * 2007-11-02 2009-05-07 University Of Washington Data acquisition for positron emission tomography
US8080780B2 (en) * 2009-12-29 2011-12-20 Kabushiki Kaisha Toshiba Apparatus and associated methodology for improving timing resolution in gamma ray detection
CN101856236B (zh) * 2010-06-13 2012-07-04 苏州瑞派宁科技有限公司 一种应用适应性的正电子发射断层成像方法及装置
US9207333B2 (en) * 2011-04-21 2015-12-08 Kabushiki Kaisha Toshiba Geometry for PET imaging

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH1048340A (ja) * 1996-07-30 1998-02-20 Hitachi Cable Ltd コリメータ用複合ハニカム構造体
JP2006084309A (ja) * 2004-09-15 2006-03-30 Shimadzu Corp 放射線検出器
WO2008102422A1 (ja) * 2007-02-19 2008-08-28 Shimadzu Corporation 核医学診断装置

Also Published As

Publication number Publication date
CN103975252B (zh) 2016-11-23
EP2910975A4 (en) 2016-06-22
EP2910975B1 (en) 2017-09-20
CN103975252A (zh) 2014-08-06
US20140110589A1 (en) 2014-04-24
US9140805B2 (en) 2015-09-22
JP2014085352A (ja) 2014-05-12
EP2910975A1 (en) 2015-08-26
JP6294047B2 (ja) 2018-03-14

Similar Documents

Publication Publication Date Title
US20220214464A1 (en) System, method, and detector module for pet imaging
JP6615432B2 (ja) イメージングシステムおよび校正方法
US10466371B2 (en) Apparatus and methods for depth-of-interaction positron tomography detector using dichotomous sensing
JP6684787B2 (ja) Ｐｅｔ検出器のタイミング較正
JP6294047B2 (ja) 検出器モジュールの配置決定方法、ガンマ線検出器、及びｐｅｔ装置
Sharma et al. Estimating relationship between the time over threshold and energy loss by photons in plastic scintillators used in the J-PET scanner
EP2360493A1 (en) Detector arrangement for a tomographic imaging apparatus, particularly for a positron emission tomograph
US20170234990A1 (en) Pet detector scintillator arrangement with light sharing and depth of interaction estimation
US8558181B2 (en) Positron emission tomography system with hybrid detection geometries and sampling
US9291725B2 (en) Random coincidence reduction in positron emission tomography using tangential time-of-flight mask
Stockhoff et al. High-resolution monolithic LYSO detector with 6-layer depth-of-interaction for clinical PET
US9241678B2 (en) Random estimation in positron emission tomography with tangential time-of-flight mask
US8483992B2 (en) Analytical computation of geometric normalization factor for TOF-PET
US20130256536A1 (en) Methods and systems for determining timing recovery information in a positron emission tomography (pet) system
Sharma et al. Efficiency determination of J-PET: first plastic scintillators-based PET scanner
CN107440734B (zh) 一种pet扫描方法和装置
Iltis et al. Temporal imaging CeBr3 Compton camera: A new concept for nuclear decommissioning and nuclear waste management
US20190353808A1 (en) Pet device and method of acquiring gamma ray generation position using scattered coincidence with pet device
US20130020489A1 (en) Coincidence determination method and apparatus for pet device
JP2016161522A (ja) 放射線の検出方法及びコンプトンカメラ
JPS6173083A (ja) 時経過陽電子放射カメラによる放射線検出方法及びその実施に使用するカメラ
WO2013168778A1 (ja) 偶発同時計数推定方法及び偶発同時計数推定装置
JP2009229336A (ja) 陽電子画像の感度を向上させる方法及び装置

Legal Events

Date Code Title Description
121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 13849654

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

REEP Request for entry into the european phase

Ref document number: 2013849654

Country of ref document: EP

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 2013849654

Country of ref document: EP

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: JP