WO2018207739A1 - 陽電子寿命測定機能付きｐｅｔ装置、及び、ｐｅｔ装置における陽電子寿命測定方法 - Google Patents

陽電子寿命測定機能付きｐｅｔ装置、及び、ｐｅｔ装置における陽電子寿命測定方法 Download PDF

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    • G01T7/02—Collecting means for receiving or storing samples to be investigated and possibly directly transporting the samples to the measuring arrangement; particularly for investigating radioactive fluids

Definitions

  • the present invention relates to a PET apparatus with a positron lifetime measurement function and a positron lifetime measurement method in the PET apparatus.
  • PET positron emission tomography
  • a positron emission nucleus is used as a tracer, and a tracer distribution is imaged using a pair of two gamma rays generated when a positron annihilates with an electron. Since each of the two gamma rays generated by positron annihilation has a constant energy (511 keV) regardless of the nuclide, the type of positron emitting nucleus to be measured cannot be identified, and there are multiple types of tracers for the imaging target. In general, it was not possible to image them separately even if they were administered simultaneously.
  • positron emitting nuclei that can be used as tracers in PET: nuclides that emit only positrons and nuclides that emit deexcited gamma rays after positron emission. Tracers can be identified by measuring not only the gamma rays generated by the positrons but also the deexcited gamma rays (having energy inherent in the nuclide) emitted following the positrons (see Patent Document 1 and Non-Patent Document 1 below). .
  • Positron ⁇ Annihilation LifetimePoSpectroscopy is a substance that uses the fact that the positron lifetime changes depending on the surrounding environment when the positron annihilates with the electron. It is a method of analyzing the structure. Positrons emitted from radionuclides in the material decrease their momentum while repeatedly colliding with surrounding electrons, and when their momentum becomes almost zero, they combine with electrons to cause pair annihilation. Immediately before this annihilation, positrons and electrons form positronium, which is a kind of molecular state that is electrically bound to each other.
  • the decay lifetime of positronium is greatly influenced by the electric field from surrounding electrons, it changes depending on the substance, shape (molecular structure), temperature, etc. that determine the electron configuration.
  • PALS a substance is analyzed using this change in lifetime.
  • the lifetime varies greatly due to the presence of vacancies in the metal, PALS is used for analysis in the field of material engineering such as semiconductor materials (see Non-Patent Documents 2 and 3 below).
  • material engineering such as semiconductor materials
  • positronium includes para-positronium in which the directions of the intrinsic spins of positrons and electrons are aligned and ortho-positronium in which the directions of the intrinsic spins of positrons and electrons are reversed.
  • Ortho-positronium appears only at 1% or less of the production rate of para-positronium, but the lifetime of ortho-positronium is 142 ns (nanoseconds) in vacuum, which is about 1000 times longer than that of para-positronium.
  • Parapositronium is known to decay into an even number of gamma rays (mainly two gamma rays), while orthopositronium decays into an odd number of gamma rays (mainly three gamma rays).
  • analysis related to the life science field such as the oxygen concentration in the liquid can be performed in addition to the above-mentioned field of material engineering (the following non-patent document) 4 and 5).
  • parapositronium emits two gamma rays and annihilates, while orthopositronium emits three gamma rays and annihilates.
  • PET it is common to perform imaging using an event that has been broken into two gamma rays. This is because the probability that positrons constitute ortho-positronium is 1% or less of the probability that positrons constitute para-positronium, and two gamma rays are emitted when most positron pairs are annihilated.
  • PET is useful for various diagnoses such as cancer testing, but conventional PET can only obtain tracer distribution information. If it is possible to obtain positron lifetime information in association with the tracer distribution information in the PET apparatus, not only the tracer distribution information but also the surrounding environment (oxygen concentration, structure, etc.) at each distribution position of the tracer is detailed. Get clues to know. This is thought to bring a new analysis method to the life science field.
  • an object of the present invention is to provide a PET device with a positron lifetime measurement function that contributes to the detailed analysis of an imaging target, and a positron lifetime measurement method in the PET device.
  • the PET apparatus with a positron lifetime measurement function emits a de-excited gamma ray when the daughter nucleus is excited by beta decay and transitions to the daughter nucleus ground state following positron emission by the beta decay.
  • a first gamma ray detector for detecting the three pair annihilation gamma rays by receiving three pair annihilation gamma rays from the positron-electron pair annihilation from the imaging object including the nuclide to detect, and detecting the deexcitation gamma rays Detection energy and detection position of each pair annihilation gamma ray by the second gamma ray detector, the first gamma ray detector, detection time of the pair annihilation gamma ray by the first gamma ray detector, and the second gamma ray detector by the second gamma ray detector Based on the detection time of deexcitation gamma rays, the distribution state of the nuclide in the imaging target is derived in three dimensions and In association with the position, characterized in that and a processing unit for determining the lifetime information of the positron.
  • the lifetime information of positrons at each nuclide distribution position can be obtained together with the nuclide distribution state, the characteristics (oxygen concentration, molecular structure, etc.) of each position within the imaging target can be known non-invasively. Is expected to be possible. This is thought to bring a new analysis method to the life science field.
  • a method for measuring a positron lifetime in a PET apparatus is a method in which a daughter nucleus is excited by beta decay, and de-excitation gamma rays are emitted when transitioning to a ground state of the daughter nucleus following positron emission by the beta decay.
  • a first gamma ray detector for detecting the three pair annihilation gamma rays by receiving three pair annihilation gamma rays from the positron-electron pair annihilation from the imaging object including the emitting nuclide, and detecting the deexcitation gamma rays
  • a second gamma ray detector that is used in a PET apparatus comprising: a detection energy and a detection position of each pair annihilation gamma ray by the first gamma ray detector; and the first gamma ray detector by the first gamma ray detector.
  • the imaging object Based on the detection time of the pair annihilation gamma ray and the detection time of the deexcitation gamma ray by the second gamma ray detector, the imaging object Thereby deriving the seed distribution in three dimensions, in association with the derived geographic distribution and determines the life information of the positron.
  • the lifetime information of positrons at each nuclide distribution position can be obtained together with the nuclide distribution state, so the characteristics (oxygen concentration, molecular structure, etc.) of each position in the imaging target can be known non-invasively. Is expected to be possible. This is thought to bring a new analysis method to the life science field.
  • the present invention it is possible to provide a PET apparatus with a positron lifetime measurement function that contributes to the detailed analysis of an imaging target, and a positron lifetime measurement method in the PET apparatus.
  • FIG. 1 is a schematic configuration diagram of a PET apparatus according to an embodiment of the present invention. It is a figure for demonstrating that each of the PET detector of FIG.
  • FIG. 6 It is an internal block diagram of the signal processing part of FIG. It is a figure which shows the production
  • FIGS. 1 and 2 first, two modes of radioactive decay of positron emitting nuclei (nuclides that emit positrons by radioactive decay) will be described.
  • FIG. 1 shows the type of A-type radioactive decay
  • FIG. 2 shows the type of B-type radioactive decay.
  • Positron emitting nuclei that undergo radioactive decay in the A-type and B-type modes are referred to as A-type and B-type nuclides, respectively.
  • nuclides before beta decay are called parent nuclei
  • nuclides after beta decay are called daughter nuclei.
  • the beta decay occurs in the parent nucleus, so that the transition to the ground state of the daughter nucleus is accompanied with the emission of positrons. That is, the A-type nuclide directly transitions from the parent nucleus to the ground state energy level of the daughter nucleus due to beta decay, and positrons are emitted during this transition.
  • the beta decay occurs in the parent nucleus, and after transitioning to the excited state of the daughter nucleus accompanied by the emission of positrons, the peculiar to the B type nuclide is subsequently obtained by gamma decay.
  • the excited state of the daughter nucleus is changed to the ground state of the daughter nucleus by releasing deexcited gamma rays having energy.
  • the energy difference between the excited state and the ground state in the daughter nucleus of the B type nuclide becomes the energy of the deexcitation gamma ray.
  • the timing at which the deexcitation gamma rays are emitted follows a quantum mechanical probability depending on the structure of the nucleus.
  • the lifetime index from the daughter nucleus excited state to the daughter nucleus ground state is given as the half-life.
  • a B-type positron emission nucleus is used.
  • FIG. 3 shows an example of A-type radioactive decay.
  • beta decay occurs in 18 F which is the parent nucleus of the A-type nuclide, it transitions to the ground state of 18 O which is the daughter nucleus with a probability of 100%.
  • Positrons are emitted during the beta decay.
  • FIG. 4 shows an example of B-type radioactive decay.
  • 22 Na the parent nucleus of the B-type nuclide, passes through the excited state of 22 Ne with a probability of 99.96% before transitioning to the ground state of the daughter nucleus, 22 Ne.
  • the gamma decay transitions to the ground state of 22 Ne from the excited state of 22 Ne in the half-life of 3.63Fs (femtoseconds), when the transition, de energy 1275keV of (keV) Emits excited gamma rays.
  • Positrons are emitted during the beta decay resulting in a transition from 22 Na to the excited state of 22 Ne.
  • a plurality of deexcitation gamma rays may be emitted through a plurality of excited states in the daughter nucleus in the process from the transition to the ground state of the daughter nucleus.
  • positrons emitted from positron emitting nuclei in a substance lose their kinetic energy while repeatedly colliding with surrounding electrons, and when their kinetic energy becomes almost zero, Combined to cause pair annihilation.
  • positrons and electrons form positronium, which is a kind of molecular state that is electrically bound to each other.
  • Positronium includes para-positronium in which the positron-electron spin direction is aligned and ortho-positronium in which the positron-electron spin direction is reversed.
  • Ortho-positronium is 1% of the generation probability of para-positronium.
  • ortho-positronium is known to decay into an even number of gamma rays (mainly two gamma rays), while orthopositronium decays into an odd number of gamma rays (mainly three gamma rays).
  • Gamma rays emitted when positrons and electrons annihilate are called pair annihilation gamma rays.
  • positrons when a B-type positron emitting nucleus undergoes beta decay, positrons are emitted, followed by deexcitation gamma rays.
  • positrons When the emitted positrons form ortho-positronium with surrounding electrons, three pair annihilation gamma rays are emitted at the time of their pair annihilation.
  • three pair annihilation gamma rays when simply referred to as three pair annihilation gamma rays, it means three pair annihilation gamma rays emitted when the positrons and electrons forming the orthopositronium annihilate.
  • the total energy of the three pair annihilation gamma rays is 1022 keV (kiloelectron volts) corresponding to the sum of the positron and electron rest masses.
  • FIG. 6 shows a schematic configuration diagram of the PET apparatus 1 according to the present embodiment.
  • the PET apparatus 1 includes a PET detector 10, a deexcitation gamma ray detector 20, and a signal processing unit 30.
  • TG represents an imaging target in the PET apparatus 1.
  • the imaging target TG is an object including a B-type positron emission nucleus, and a living body can be the imaging target TG. B type positron emission nuclei are distributed in the imaging target TG.
  • a three-dimensional space is defined by the X axis, the Y axis, and the Z axis orthogonal to each other, and the three-dimensional space is referred to as an XYZ space.
  • the X-axis component, Y-axis component, and Z-axis component at a certain position are represented by x, y, and z, respectively, and the position of a certain point in the XYZ space is represented by (x, y, z). .
  • B-type positron emission nuclei are used. On top of that, through the detection of a total of three pair annihilation gamma rays emitted during the pair annihilation of orthopositronium and the detection of deexcitation gamma rays, the acquisition of positron lifetime information and the acquisition of positron lifetime information are obtained.
  • the lifetime of para-positronium which is mainly used for imaging in conventional PET devices, is on the order of 100 ps (picoseconds), so it is not easy to measure the lifetime with the time resolution of existing PET detectors. Absent. Therefore, in the present embodiment, the lifetime of ortho-positronium is measured in a time order (about 100 ns (nanosecond)) that is relatively easy to measure.
  • the components of the PET apparatus 1 will be described in detail.
  • the PET detector 10 receives pair annihilation gamma rays (mainly three pair annihilation gamma rays) emitted when a positron emitted from a positron emitting nucleus in the imaging target TG and an electron around the positron annihilate.
  • the gamma ray is detected by receiving a gamma ray that is arranged at a position surrounding the imaging target TG and includes a pair of annihilation gamma rays.
  • the PET detector 10 includes a plurality of gamma ray detectors 11 arranged in a ring shape, like the PET detector in the conventional PET apparatus.
  • a plurality of gamma ray detectors 11 are dispersedly arranged on a curved surface that is substantially cylindrical, and a PET detector 10 is formed.
  • the imageable space surrounded by the detectors 10 is generally FOV (Field of View). It is called and the imaging target TG is arranged inside the FOV. 6 and 7, the axis of the FOV forming the cylindrical surface is parallel to the Z axis.
  • reference numeral 11 is attached only to some gamma ray detectors constituting the PET detector 10.
  • Each gamma ray detector 11 is a radiation detector capable of detecting gamma rays and outputs a PET detection signal corresponding to the interaction between the incident gamma rays and itself when receiving gamma rays flying from inside the FOV. To do. In each gamma ray detector 11, it is possible to detect the position where the gamma ray and the detector 11 interact with each other and the energy of the incident gamma ray, and the position information indicating the detected position and the detected energy are detected. The energy information shown is included in the output signal of the detector 11.
  • the position indicated by the position information included in the PET detection signal is obtained because the PET detector is subdivided, and the X-axis, Y-axis, and Z-axis components of the gamma ray detection position are subdivided.
  • the size of the vessel is included as a unit.
  • the PET detector 10 Since the PET detector 10 is composed of a plurality of gamma ray detectors 11, the entire operation of the PET detector 10 is received by the gamma rays incident from the inside of the FOV by any of the gamma ray detectors 11. Then, the detection position of the incident gamma ray (that is, the position of the detector constituting the detector 10 that has interacted with the incident gamma ray) and the energy of the incident gamma ray are detected, and the position indicating the detected position is detected. A PET detection signal including information and energy information indicating the detected energy is output. When gamma rays are incident and detected by each of the plurality of gamma ray detectors 11, a plurality of PET detection signals corresponding to the respective detections are output from the PET detector 10.
  • the deexcitation gamma ray detector 20 is arranged at a position surrounding the imaging target TG so as to receive the deexcitation gamma rays emitted from the positron emitting nuclei in the imaging target TG, and receives the gamma rays including the deexcitation gamma rays. The gamma ray is detected.
  • the deexcitation gamma ray detector 20 is disposed at an arbitrary position in the space where the PET detector 10 is not disposed. Specifically, for example, as shown in FIG.
  • a plurality of gamma ray detectors 21 are dispersedly arranged on a cylindrical surface that is coaxial with the cylindrical surface corresponding to the arrangement surface of the plurality of gamma ray detectors 11.
  • the plurality of gamma ray detectors 21 are arranged in a ring shape, and are arranged so as to sandwich the group of gamma ray detectors 11 from both sides in the axial direction of the cylindrical surface.
  • reference numeral 21 only a part of gamma ray detectors constituting the deexcitation gamma ray detector 20 is denoted by reference numeral 21.
  • Each gamma ray detector 21 is a radiation detector capable of detecting gamma rays, and outputs an additional detection signal corresponding to the interaction between the incident gamma rays and itself when receiving the incidence of gamma rays flying from the inside of the FOV. To do.
  • Each gamma ray detector 21 can detect the energy of incident gamma rays, and energy information indicating the detected energy is included in the output signal of the detector 21. Unlike the PET detector 10, the gamma ray detector 21 does not require position sensitivity.
  • the deexcitation gamma ray detector 20 is composed of a plurality of gamma ray detectors 21, the entire operation of the deexcitation gamma ray detector 20 receives gamma rays incident on any of the gamma ray detectors 21.
  • the energy of the incident gamma rays is detected, and a signal including energy information indicating the detected energy is output.
  • the gamma ray detection signal as the output signal of the deexcitation gamma ray detector 20 is referred to as an additional detection signal.
  • the gamma ray detection signal when the deexcitation gamma ray detector 20 detects the deexcitation gamma ray is particularly referred to as a deexcitation gamma ray detection signal.
  • the gamma ray detectors 11 and 21 can be configured by a semiconductor detector made of Ge (germanium). In this case, the gamma ray detectors 11 and 21 can detect gamma ray energy with an energy resolution of about 0.2 to 0.5%.
  • a semiconductor detector constituted by using a semiconductor material other than Ge for example, Si, CdTe, CdZnTe
  • the scintillation detector may be used for the gamma ray detector 11 and 21 may be configured.
  • the number of gamma ray detectors 21 constituting the deexcitation gamma ray detector 20 is set in consideration of the size of the gamma ray detector 21 and the dose of gamma rays to be detected by the gamma ray detector 21. Can be one.
  • the signal processing unit 30 Based on the PET detection signal output from the PET detector 10 and the additional detection signal output from the deexcitation gamma ray detector 20, the signal processing unit 30 reconstructs the distribution image of the target nuclide included in the imaging target TG, etc. I do.
  • the target nuclide refers to a nuclide that is included in the imaging target TG and is an object of distribution imaging.
  • the imaging target TG includes only one type B positron emitting nucleus, and the type B positron emitting nucleus is the target nuclide.
  • the distribution image of the target nuclide is a three-dimensional distribution image indicating the three-dimensional distribution of the target nuclide in the XYZ space.
  • the drug can be labeled with a B-type positron emission nucleus, and the B-type positron emission nucleus may be included in the imaging target TG in a state of being incorporated into the drug.
  • the distribution image of the target nuclide can be said to be a distribution image of the drug (probe) labeled with the positron emitting nucleus.
  • the signal processing unit 30 includes a 3 ⁇ simultaneous measurement determination unit 31.
  • the 3 ⁇ simultaneous measurement determination unit 31 indicates the simultaneous measurement of three pair annihilation gamma rays. 3 ⁇ determination processing is performed to determine whether or not
  • three PET detection signals SG ⁇ 1 , SG ⁇ 2, and SG ⁇ 3 indicating that a total of three gamma rays are detected at three different positions in the PET detector 10 are signal detectors 30 (here, When input to the 3 ⁇ simultaneous measurement determination unit 31), the 3 ⁇ simultaneous measurement determination unit 31 detects the detection time t DET ⁇ 1 , t of the three gamma rays from the input timing of the PET detection signals SG ⁇ 1 , SG ⁇ 2 and SG ⁇ 3.
  • the DET ⁇ 2 and t DET ⁇ 3 are specified, and the detected energy E DET ⁇ 1 , E DET ⁇ 2 and E DET of the three gamma rays are determined from the energy information contained in the PET detection signals SG ⁇ 1 , SG ⁇ 2 and SG ⁇ 3. Specify ⁇ 3 .
  • the gamma ray detection time t DET ⁇ 1 based on the PET detection signal SG ⁇ 1 indicates the time when the gamma ray and the PET detector 10 interact with each other. The same applies to the detection times t DET ⁇ 2 and t DET ⁇ 3 .
  • the time when the PET detection signals SG ⁇ 1 to SG ⁇ 3 are input to the signal processing unit 30 can be handled as the detection times t DET ⁇ 1 to t DET ⁇ 3 (this will also be described later).
  • the PET detection signals SG ⁇ 1 , SG ⁇ 2, and SG ⁇ 3 also include position information that indicates the detection positions P DET ⁇ 1 to P DET ⁇ 3 of gamma rays by the PET detector 10. Information is not used.
  • the 3 ⁇ simultaneous measurement determination unit 31 has the detection times t DET ⁇ 1 , t DET ⁇ 2, and t DET ⁇ 3 at the same time, and the detection energies E DET ⁇ 1 , E DET ⁇ 2, and E
  • the sum of DET ⁇ 3 coincides with 1022 keV, it is determined that three pair annihilation gamma rays have been measured simultaneously, and otherwise, it is not determined that three pair annihilation gamma rays have been simultaneously measured.
  • the determination of the total detected energy is generally performed offline.
  • the simultaneous in this case is a concept that has a predetermined time width, the maximum value of the difference between the detection time t DET ⁇ 1 ⁇ t DET ⁇ 3 is, to identify the detection time t DET ⁇ 1 ⁇ t DET ⁇ 3 system Detection time t DET ⁇ 1 to t DET ⁇ 3 is determined to be simultaneous, and if not, the detection time t DET ⁇ 1 to t DET is determined. ⁇ 3 is not determined to be simultaneous.
  • An event in which one or more gamma rays are detected by at least one of the PET detector 10 and the deexcitation gamma ray detector 20 is referred to as an event.
  • the majority of events in which pair annihilation gamma rays are detected are positron annihilation events in which two 511 keV pair annihilation gamma rays are generated, and three gamma rays are simultaneously measured by the PET detector 10.
  • an accidental simultaneous measurement event or a de-excitation gamma-ray scattering event (a phenomenon in which de-excitation gamma rays enter and scatter upon the PET detector 10 is treated as part of the detection of three gamma rays. Event)), and so on.
  • the coincidence in the expression “the sum of the detection energies E DET ⁇ 1 , E DET ⁇ 2 and E DET ⁇ 3 coincides with 1022 keV” is a concept having a predetermined width, and the detection energies E DET ⁇ 1 to E DET ⁇ For example, when the sum of 3 falls within the energy range of (1022 ⁇ E 1 ) keV or more and (1022 + ⁇ E 1 ) keV or less, the sum of the detected energies E DET ⁇ 1 to E DET ⁇ 3 coincides with 1022 keV. If not, it is determined that the sum of the detected energies E DET ⁇ 1 to E DET ⁇ 3 does not match 1022 keV.
  • ⁇ E 1 represents a predetermined energy set in consideration of the energy resolution of the PET detector 10. Further, even when the above determination is performed, the pair annihilation gamma rays due to the positron annihilation event in which two 511 keV pair annihilation gamma rays are generated are scattered by any of the gamma ray detectors 11 constituting the PET detector 10, When the remaining total energy of the scattered pair annihilation gamma rays is absorbed by another gamma ray detector 11 constituting the PET detector 10, it is mistaken as a 3 ⁇ event (an event in which three pair annihilation gamma rays are simultaneously measured). May be judged.
  • the signal processing unit 30 further includes a 4 ⁇ event determination unit 32.
  • the 4 ⁇ event determination unit 32 performs 4 ⁇ determination processing for determining whether or not a 4 ⁇ event has occurred based on the determination result of the 3 ⁇ simultaneous measurement determination unit 31 and the additional detection signal SG ⁇ E from the deexcitation gamma ray detector 20. .
  • the 4 ⁇ event refers to an event that satisfies a specific condition. Specifically, the 4 ⁇ event means that deexcitation gamma rays are detected by the deexcitation gamma ray detector 20 and three pair annihilation gamma rays are simultaneously measured within a predetermined time T WINDOW with reference to the detection time of the deexcitation gamma rays. Refers to the event.
  • True 4 ⁇ generated based on deexcitation gamma rays emitted from a single positron emitting nucleus and three pair annihilation gamma rays generated when the positron emitted from the single positron emitting nucleus annihilates Ideally, only events are determined to be 4 ⁇ events. If the predetermined time T WINDOW is too long, a deexcitation gamma ray emitted from one positron emitting nucleus and three pair annihilation gamma rays generated when a positron emitted from another positron emitting nucleus annihilates are accidentally generated.
  • a false 4 ⁇ event that is simultaneously determined may be erroneously determined as a 4 ⁇ event.
  • These events appear as image noise, but can be corrected by a technique such as delayed simultaneous measurement similar to the existing PET imaging. However, in order to increase the accuracy of correction, it is better to have as few false 4 ⁇ events as possible.
  • T WINDOW is too short, a true 4 ⁇ event may not be determined as a 4 ⁇ vent due to an omission of determination.
  • the predetermined time T WINDOW is set to the half-life of ortho-positronium in a vacuum with the longest half-life or the maximum half-life of ortho-positronium assumed in the imaging target TG. It is good to set based on the value.
  • a 4 ⁇ event determination unit 32 specifies the detection time t DET ⁇ E of the gamma ray from the input timing of the additional detection signal SG ⁇ E and specifies the detection energy E DET ⁇ E of the gamma ray from the energy information included in the additional detection signal SG ⁇ E.
  • the gamma ray detection time t DET ⁇ E based on the additional detection signal SG ⁇ E indicates the time when the gamma ray and the deexcitation gamma ray detector 20 interact with each other.
  • the detection times t DET ⁇ 1 to t DET ⁇ 3 and t DET ⁇ E will be added.
  • the time when the PET detection signals SG ⁇ 1 to SG ⁇ 3 are input to the signal processing unit 30 can be handled as the detection times t DET ⁇ 1 to t DET ⁇ 3 , and the additional detection signal SG ⁇ E is used as the signal processing unit.
  • the time input to 30 can be handled as the detection time t DET ⁇ E.
  • a predetermined response time is required until a signal (PET detection signal, additional detection signal) resulting from the interaction between the gamma ray and the gamma ray detector (11, 21) is input to the signal input unit 30.
  • the 4 ⁇ event determination unit 32 determines that only events satisfying both the following first and second 4 ⁇ determination conditions are 4 ⁇ events.
  • the energy of deexcitation gamma rays in the positron emitting nuclei distributed in the imaging target TG is represented by E ⁇ E.
  • the energy E ⁇ E is known to the signal processing unit 30.
  • First 4 ⁇ determination condition is a condition that is detected energy E DET gamma E coincides with the energy Iganma E of de-excitation gamma rays.
  • the coincidence here is also a concept having a predetermined width, and when the detected energy E DET ⁇ E is within an energy range of, for example, (E ⁇ E ⁇ E 2 ) or more and (E ⁇ E + ⁇ E 2 ) keV or less, detection energy E DET gamma E is determined to match the energy Iganma E of deexcitation gamma rays, it is determined that otherwise, detects energy E DET gamma E does not match the energy Iganma E of deexcitation gamma .
  • ⁇ E 2 represents a predetermined energy set in consideration of the energy resolution of the deexcitation gamma ray detector 20.
  • the first 4 ⁇ determination condition is satisfied, corresponding to the detected energy E DET gamma E, detected by the de-excitation gamma ray detectors 20 gamma rays is determined that the de-excitation gamma rays.
  • the second 4 ⁇ determination condition is a condition that three pairs of annihilation gamma rays are simultaneously measured within a predetermined time T WINDOW from the detection time t DET ⁇ E of the gamma rays by the deexcitation gamma ray detector 20. Only when the first 4 ⁇ determination condition is satisfied, the determination of the second 4 ⁇ determination condition is sufficient. That is, under the assumption that the first 4 ⁇ determination condition is satisfied, it is determined that 3 pair annihilation gamma rays corresponding to the detection times t DET ⁇ 1 to t DET ⁇ 3 are simultaneously measured in the 3 ⁇ determination process.
  • the detection times of the three annihilation gamma rays based on the detection times t DET ⁇ 1 to t DET ⁇ 3 are later than the detection time of the deexcitation gamma rays corresponding to the detection time t DET ⁇ E. And when the time difference between the detection time of the deexcitation gamma ray and the detection time of the three pair annihilation gamma rays is within the predetermined time T WINDOW , the second 4 ⁇ determination condition is satisfied, otherwise the second The 4 ⁇ determination condition is not satisfied.
  • Detection time of the three pair annihilation gamma-rays based on the detection time t DET ⁇ 1 ⁇ t DET ⁇ 3 and may be an average time of detection time t DET ⁇ 1 ⁇ t DET ⁇ 3 , detection time t DET Any one of ⁇ 1 to t DET ⁇ 3 may be used.
  • the 4 ⁇ event determination unit 32 determines that the event corresponding to the PET detection signals SG ⁇ 1 to SG ⁇ 3 and the additional detection signal SG ⁇ E is a 4 ⁇ event
  • the 4 ⁇ event determination unit 32 converts the PET detection signals SG ⁇ 1 to SG ⁇ 3 and the additional detection signal SG ⁇ E to
  • the base data is created as 4 ⁇ event data, and the created 4 ⁇ event data is recorded in the data memory 33 provided in the signal processing 30.
  • the 4 ⁇ event data based on the PET detection signals SG ⁇ 1 to SG ⁇ 3 and the additional detection signal SG ⁇ E includes the detection times t DET ⁇ 1 to t DET ⁇ 3 and t DET ⁇ E and the detection energy E DET ⁇ 1 to E DET ⁇ . 3 and E DET ⁇ E as well as detection positions P DET ⁇ 1 to P DET ⁇ 3 indicated by position information included in the PET detection signals SG ⁇ 1 to SG ⁇ 3 .
  • Detection times t DET ⁇ 1 to t DET ⁇ 3 represent detection times of three pair annihilation gamma rays in the 4 ⁇ event
  • detection times t DET ⁇ E represent detection times of deexcitation gamma rays in the 4 ⁇ event
  • the detection energies E DET ⁇ 1 to E DET ⁇ 3 represent the detection energies of the three pair annihilation gamma rays in the 4 ⁇ event
  • the detection energies E DET ⁇ E represent the detection energies of the deexcitation gamma rays in the 4 ⁇ event
  • the detection positions P DET ⁇ 1 to P DET ⁇ 3 represent the detection positions of the three pair annihilation gamma rays in the 4 ⁇ event (interaction positions between the pair annihilation gamma rays and the PET detector 10).
  • the 3 ⁇ simultaneous measurement determination unit 31 and the 4 ⁇ event determination unit 32 are provided as separate blocks. However, a single block is formed by integrating them, and the above-described 3 ⁇ is formed by the single block. Determination processing and 4 ⁇ determination processing may be performed.
  • FIG. 9 simply shows an example of the flow of determination processing including 3 ⁇ determination processing and 4 ⁇ determination processing.
  • step S11 it is determined in step S11 whether deexcitation gamma rays have been detected based on the additional detection signal. If it is determined that a deexcitation gamma ray is detected based on the additional detection signal (Y in step S11), it is determined that one event has occurred (step S12), and the process proceeds to step S13.
  • step 13 it is determined based on the additional detection signal and the PET detection signal whether or not three pairs of annihilation gamma rays are simultaneously measured within a predetermined time T WINDOW from the detection time of the deexcitation gamma rays.
  • T WINDOW predetermined time
  • FIG. 10 shows n sets of 4 ⁇ event data stored in the data memory 33.
  • n is an integer of 2 or more.
  • the event number of the i-th created 4 ⁇ event data is represented by “i” (i is a natural number).
  • P DET ⁇ 1 to P DET ⁇ 3 , t DET ⁇ 1 to t DET ⁇ 3 , E DET ⁇ 1 to E DET ⁇ 3 , t DET ⁇ E , and E DET ⁇ E in the 4 ⁇ event data of event number i are respectively , P DET ⁇ 1 [i] to P DET ⁇ 3 [i], t DET ⁇ 1 [i] to t DET ⁇ 3 [i], E DET ⁇ 1 [i] to E DET ⁇ 3 [i], t It is represented by DET ⁇ E [i] and E DET ⁇ E [i].
  • deexcitation gamma ray detector 20 In the case where the total energy absorption of deexcitation gamma rays occurs at deexcitation gamma ray detector 20 is comprised in the energy Iganma E of deexcitation gamma rays is obtained as a detection energy E DET gamma E, in fact, In the deexcitation gamma ray detector 20, in addition to the total energy absorption, partial energy absorption due to Compton scattering or the like also occurs. In the deexcitation gamma ray detector 20, when partial energy absorption of the deexcitation gamma ray occurs, the detection energy E DET ⁇ E becomes smaller than the energy E ⁇ E of the deexcitation gamma ray.
  • the first 4 ⁇ determination condition described above an event that should be determined as a 4 ⁇ event is not determined as a 4 ⁇ event.
  • the energy of each pair annihilation gamma ray does not exceed 511 keV, when energy exceeding 511 keV is detected, the detection is considered to be based on deexcitation gamma rays. Therefore, in the case of using a positron emitting nucleus (for example, 22 Na) whose deexcitation gamma ray energy E ⁇ E is larger than 511 keV, if the detected energy E DET ⁇ E is larger than 511 keV, it is determined that the first 4 ⁇ determination condition is satisfied. (In other words, the gamma ray detected by the deexcitation gamma ray detector 20 corresponding to the detection energy E DET ⁇ E may be determined to be a deexcitation gamma ray).
  • the signal processing unit 30 further includes an image reconstruction unit 34.
  • the image reconstruction unit 34 generates a distribution image of the target nuclide by performing image reconstruction processing based on a plurality of 4 ⁇ event data.
  • the target nuclide is a positron emitting nucleus in the imaging target TG
  • a distribution image of positron emitting nuclei is generated as a distribution image of the target nuclide.
  • the distribution image of positron emission nuclei is a three-dimensional distribution image showing the three-dimensional distribution of positron emission nuclei in the XYZ space.
  • the 4 ⁇ based on the detection positions P DET ⁇ 1 to P DET ⁇ 3 and the detected energies E DET ⁇ 1 to E DET ⁇ 3 included in the 4 ⁇ event data, the 4 ⁇ The positions of the positron emitting nuclei that emitted positrons at the event are obtained, and the positions obtained for each 4 ⁇ event are histogrammed into voxels in the XYZ space divided in units of a certain length. Thereby, the three-dimensional intensity distribution of the radioactivity by the positron emission nucleus can be obtained as a distribution image of the positron emission nucleus.
  • FIG. 11 a supplementary description will be given of a method for generating a distribution image of positron emitting nuclei (quoting the drawing in Non-Patent Document 7 with respect to FIG. 11 (partially modified)).
  • a cylindrical surface shown in FIG. 11 schematically shows an arrangement surface of a plurality of gamma ray detectors 11 constituting the PET detector 10.
  • c is a constant representing the speed of light.
  • the three pair annihilation gamma rays consist of the first to third pair annihilation gamma rays, and p xi , p yi , and p zi are the X-axis component, Y-axis component of the momentum of the i-th pair annihilation gamma ray, Represents the Z-axis component.
  • positrons and electrons have a small momentum at the time of pair annihilation, but if this is set to 0, the vector sum of the momentum of the three pair annihilation gamma rays is 0, and the sum of the components of each axis Is also 0.
  • r represents a position vector at the position where the pair annihilation occurs
  • x, y, and z represent an X-axis component, a Y-axis component, and a Z-axis component of the position r, respectively.
  • r j represents the detection position of the pair annihilation gamma ray having energy E j
  • x j , y j , and z j represent the X-axis component, Y-axis component, and Z-axis component of the detection position r j , respectively (here, j is 1, 2 or 3).
  • the image reconstruction unit 34 detects three pairs of annihilation gamma ray detection positions P DET ⁇ 1 [i] to P DET ⁇ 3 [i] and detection energy E DET ⁇ 1 [i] to the 4 ⁇ event of event number i.
  • E DET ⁇ 3 [i] is used as positions r 1 to r 3 and energies E 1 to E 3 , respectively, to solve position (r) for event number i
  • the position is determined as the position of the positron emitting nucleus NN that emitted the positron at the 4 ⁇ event.
  • the position r represents a positron annihilation position, but in ordinary PET, the range of the positron in the imaging target TG is considered to be small, and the positron pair annihilation position r is defined as the position of the positron emitting nucleus that emitted the positron. Therefore, a deviation occurs between the obtained probe distribution and the actual probe distribution by the range of the positron.
  • the obtained position of the positron emitting nucleus is also referred to as a nuclide position and is represented by the symbol NP.
  • the nuclide position NP for the event number i may be expressed in particular by NP [i].
  • the nuclide positions NP [1], NP [2], NP [3],..., And NP [n] are obtained as shown in FIG.
  • the signal processing unit 30 further includes a positron lifetime deriving unit 35.
  • the positron lifetime deriving unit 35 derives the positron lifetime for each 4 ⁇ event based on the detection time of the pair annihilation gamma ray and the detection time of the deexcitation gamma ray included in the 4 ⁇ event data.
  • the positron lifetime derived for each 4 ⁇ event represents the time from when a positron is emitted from a positron emitting nucleus until the positron annihilates due to pair annihilation in one event.
  • the positron lifetime derived for each 4 ⁇ event is represented by the symbol LT.
  • the positron lifetime LT for event number i may be expressed in particular as LT [i].
  • the positron lifetimes LT [1], LT [2], LT [3],..., And LT [n] are obtained as shown in FIG.
  • the time difference from the detection time t DET ⁇ E [i] of the deexcitation gamma rays to the detection time of the three pair annihilation gamma rays is obtained as the positron lifetime LT [i].
  • the detection time of the three annihilation gamma rays used for deriving this time difference the average time of the detection times t DET ⁇ 1 [i] to t DET ⁇ 3 [i] or the detection time t DET ⁇ 1 [i] to Any one of t DET ⁇ 3 [i] may be used.
  • an image 200 represented by a hatched area indicates an actual distribution of positron emission nuclei in the imaging target TG
  • an image 210 indicates a distribution of the positron emission nuclei generated by the image reconstruction unit 34.
  • the image is shown.
  • a distribution image 210 of positron emitting nuclei in the imaging target TG is generated by histogramming the nuclide positions NP [1] to NP [n] obtained for the event numbers 1 to n to voxels in the XYZ space.
  • images 200 and 210 are shown as two-dimensional images, but they are actually three-dimensional images (the actual distribution of positron emission nuclei and the distribution image of positron emission nuclei in the imaging target TG). The same applies to other drawings shown later).
  • a positron is located at a position NP [i] in the distribution image 210 corresponding to the position where the positron pair annihilation has occurred. While the voxel value indicating the presence of the emission nucleus NN is added, the lifetime of the positron from the positron emission nucleus NN existing at the position NP [i] is obtained as LT [i]. The same applies to other 4 ⁇ events caused by positron emitting nuclei other than the positron emitting NN.
  • the signal processing unit 30 generates a plurality of 4 ⁇ event data in a plurality of 4 ⁇ events based on the PET detection signal and the additional detection signal, and based on the plurality of 4 ⁇ event data, the positron emission nucleus in the imaging target TG.
  • the positron lifetime can be determined in association with each derived distribution position.
  • the signal processing unit 30 performs PET detection for each 4 ⁇ event in which three pairs of annihilation gamma rays are simultaneously measured within a predetermined time T WINDOW from the detection time (t DET ⁇ E ) of deexcitation gamma rays. Based on the detection energy (E DET ⁇ 1 to E DET ⁇ 3 ) and the detection position (P DET ⁇ 1 to P DET ⁇ 3 ) of the three pair annihilation gamma rays by 10, the positron annihilation position in the 4 ⁇ event is changed to the 4 ⁇ event.
  • converting mechanism derives as the position of the positron emission nuclei emits positrons (NP), deexcitation gamma ray detection time detection time three pair annihilation gamma-rays from (t DET ⁇ E) is measured simultaneously (t DET ⁇ 1 ⁇ The time difference until t DET ⁇ 3 average) is determined as the positron lifetime (LT) in the 4 ⁇ event.
  • the signal processing unit 30 is based on the position of the positron emitting nuclei (NP [1] to NP [n]) and the derived positron lifetime (LT [1] to LT [n]) estimated for a plurality of 4 ⁇ events.
  • a three-dimensional distribution image of positron emission nuclei can be generated, and positron lifetime information at each position in the three-dimensional distribution image can be derived individually.
  • the positron lifetime information is an index representing the positron lifetime, for example, the positron half-life. An example of deriving the positron half-life will be described later.
  • the above-described configuration and operation of the PET apparatus 1 will be referred to as a basic example.
  • application examples and modification examples of the PET apparatus 1 will be described among a plurality of examples.
  • the matters described in the basic examples apply to each example described later, and in each example, the description in each example is given priority for items that contradict the basic example.
  • the matters described in any of the plurality of embodiments described below can be applied to any other embodiment (that is, any two or more of the plurality of embodiments). It is also possible to combine these embodiments).
  • a line 230 represents a positron lifetime time spectrum obtained by histogramming positron lifetimes LT [1] to LT [n] obtained for event numbers 1 to n.
  • the positron lifetime time spectrum 230 is a histogram in which time is plotted on the horizontal axis and frequency is plotted on the vertical axis for the positron lifetimes LT [1] to LT [n] obtained for event numbers 1 to n.
  • the positron lifetime deriving unit 35 generates the positron lifetime time spectrum 230 and can obtain the average positron half-life in the existence region of the positron emission nucleus in the imaging target TG from the inclination of the positron lifetime time spectrum 230. .
  • the slope of the positron lifetime time spectrum depends on the positron half-life. The greater the slope of the positron lifetime time spectrum, the shorter the positron half-life.
  • the method of obtaining the positron half-life from the slope of the positron lifetime time spectrum is known by the positron annihilation lifetime method (PALS; Positron Annihilation Lifetime Spectroscopy) (see Non-Patent Documents 2 and 3 above).
  • the actual positron lifetime time spectrum is an exponential graph, and when there is a single half-life component, it becomes a straight line in a semilogarithmic graph, and when there are multiple half-life components, it becomes a curve.
  • the positron lifetime time spectrum is represented by line segments. The same applies to other drawings described later illustrating the positron lifetime time spectrum.
  • create a positron lifetime time spectrum for all events divide the time range for this time spectrum, and distribute the annihilation occurrence position in each time range.
  • Second Example A second embodiment will be described. Refer to FIG. For the sake of concrete explanation, it is assumed here that positron emission nuclei are distributed in the regions 201 and 202 separated from each other in the imaging target TG. Then, in the distribution image 210 of positron emission nuclei, a distribution image corresponding to the region 201 appears in the region 211 and a distribution image corresponding to the region 202 appears in the region 212.
  • the positron lifetime deriving unit 35 can obtain a positron lifetime time spectrum and a positron half-life in an arbitrary region in the imaging target TG (however, a plurality of 4 ⁇ events are generated based on the radioactive decay of the positron emitting nucleus in the region). Suppose it has occurred). From the 4 ⁇ event data based on the radioactive decay of the positron emitting nucleus in the region 201, the positron lifetime time spectrum 231 and the positron half-life for the region 201 or 211 can be obtained, and the radioactive decay of the positron emitting nucleus in the region 202 can be obtained. From the 4 ⁇ event data based, the positron lifetime time spectrum 232 and positron half-life for region 202 or 212 can be determined.
  • the 4 ⁇ events of event numbers 1 to n / 2 are events based on the radioactive decay of the positron emitting nucleus in region 201, and the 4 ⁇ events of event numbers (n / 2 + 1) to n are It is assumed that the event is based on the decay of the positron emitting nucleus in the region 202.
  • the positron lifetime time spectrum 231 is a time spectrum obtained by histogramming the positron lifetimes LT [1] to LT [n / 2] obtained for the event numbers 1 to n / 2
  • positron lifetime LT [1] ⁇ LT [n / 2] is a histogram in which time is plotted on the horizontal axis and frequency is plotted on the vertical axis.
  • the positron lifetime time spectrum 232 is a time spectrum obtained by histogramming the positron lifetimes LT [n / 2 + 1] to LT [n] obtained for the event numbers (n / 2 + 1) to n (positron lifetime LT [n / 2 + 1] to LT [n] are histograms in which the horizontal axis represents time and the vertical axis represents frequency.
  • the half life of the positron in the region 201 can be obtained, and on the basis of the slope of the positron lifetime time spectrum 232, the half life of the positron in the region 202 can be obtained. That is, in the distribution image 210, the positron lifetime information at the position of the region 211 and the positron lifetime information at the position of the region 212 can be derived individually.
  • the positron lifetime information is an index representing the positron lifetime, and here is the half-life of the positron.
  • the number of voxels belonging to the areas 211 and 212 is one or more. Therefore, for example, when the region 211 is composed of the first to 100th voxels, the region 201 in the imaging target TG in the real space is composed of the first to 100th voxels in the distribution image 210. However, the number of voxels belonging to the region 211 may be one. The same applies to the area 212.
  • positron lifetime information here, half-life
  • positron lifetime information here, half-life
  • positron lifetime information here, half-life
  • create a positron lifetime time spectrum for all events divide the time range for this time spectrum, and distribute the annihilation occurrence position in each time range.
  • positron lifetime information (here, half-life) at each position in the distribution image 210 is obtained, and the voxel value at each position in the distribution image 210 is replaced with the positron lifetime information at the corresponding position.
  • a positron lifetime image (three-dimensional positron lifetime image) 250 obtained by three-dimensionally imaging the positron lifetime information is obtained (see FIG. 15).
  • the positron lifetime image 250 shows the distribution of positron emission nuclei in the imaging target TG and positron lifetime information at each position of the positron emission nuclei in the imaging target TG (more specifically, the presence of positron emission nuclei in the imaging target TG). This is a three-dimensional image of the positron lifetime information at each position in the region.
  • the positron lifetime information may not be the half-life as long as it is an index representing the positron lifetime.
  • the average lifetime (lifetime expressed by natural logarithm) of the positron lifetimes LT [1] to LT [n / 2] is obtained as the positron lifetime information in the regions 201 and 211 and the regions 202 and 212.
  • a drug that accumulates in the blood of a living body (a drug that rides in the bloodstream) is labeled with a B-type positron emitting nucleus to generate a positron emitting nuclear probe, and the living body to which the positron emitting nuclear probe is administered is used as an imaging target TG . If it does so, the lifetime information of the positron in each position of a biological body can be calculated
  • a blood oxygen concentration in the brain of a living body as an imaging target TG is converted into a three-dimensional image
  • a detailed diagnosis of brain function can be performed non-invasively. More specifically, for example, if the blood oxygen concentration at the first site in the brain is normal, but the blood oxygen concentration at the second site in the brain is abnormally low, the second site in the brain The possibility of lesions can be identified.
  • the blood oxygen concentration in the heart of the living body as the imaging target TG is three-dimensionally imaged, it becomes possible to perform non-invasive detailed diagnosis of the heart (diagnosis of heart disease).
  • diagnosis of heart disease there is a cardiac catheter test in which a catheter is inserted into a blood vessel.
  • the burden on the living body is much less than that of a cardiac catheter test. It becomes possible to diagnose the presence or absence of heart disease.
  • the PET apparatus 1 for diagnosis of anaerobic bacteria infection. Since the more anaerobic bacteria exist at a certain part in the living body, the blood oxygen concentration at that part is considered to be lower. Therefore, three-dimensional imaging of the blood oxygen concentration in the living body is an anaerobic bacterial infection. It is thought to provide useful information for diagnosis and treatment.
  • ⁇ 4th Example A fourth embodiment will be described.
  • PALS the structure of a substance can be analyzed through positron lifetime measurement.
  • the lifetime of positrons varies greatly depending on the presence of vacancies in solids
  • PALS is used for analysis of semiconductor materials and the like in the field of materials engineering (see Non-Patent Documents 2 and 3 above). If this method is applied to a living body and the PET apparatus 1 is used, information according to the structure in the living body can be obtained non-invasively.
  • the following application examples can be considered.
  • a drug accumulated in a cancer cell in a living body is labeled with a B-type positron emitting nucleus to generate a positron emitting nuclear probe, and a living body to which the positron emitting nuclear probe is administered is set as an imaging target TG. Then, it is possible to obtain positron lifetime information in a cancer cell in a living body from a group of 4 ⁇ event data, and to diagnose the progress of the lesion by estimating the physical structure of the cancer cell from the lifetime information. Can also get useful information.
  • the present invention can be applied to various applications by measuring these parameters.
  • a deexcitation gamma ray detector 20 for detecting deexcitation gamma rays is separately provided for the PET detector 10 provided in the existing PET apparatus (see FIG. 6).
  • the detector 10 may be used as the function of the deexcitation gamma ray detector 20. That is, the function of the deexcitation gamma ray detector 20 is assigned to at least a part of the group of gamma ray detectors 11 constituting the PET detector 10 (in other words, the deexcitation gamma ray detector 20 is connected to the group of gamma ray detectors 11).
  • the PET detector 10 may realize both the operation of the PET detector 10 and the operation of the deexcitation gamma ray detector 20 described above. As a result, the present invention can be used in an existing PET apparatus.
  • the time difference In the B type positron emitting nucleus, there is a time difference from the release of the positron to the release of the deexcited gamma ray. However, as long as the excited state of the daughter nucleus does not have a particularly long half-life, the time will be It is on the order of seconds to picoseconds, which is shorter than the time resolution of a general radiation detector.
  • the half of the lifetime from the excited state of the daughter nucleus to the ground state is obtained.
  • the period should be small enough. Since the half-life of ortho-positronium in the material is about a few nano to several tens of nano-seconds, the half-life from the excited state to the ground state of the daughter nucleus is a positron emitting nucleus having a time on the order of femtoseconds to picoseconds. If there is, it can be used for the PET apparatus 1 without any problem.
  • Some nuclides that perform B-type radioactive decay have a very long lifetime (referred to as a nucleoisomer or isomer) as an excited state lifetime, and such nuclides are not suitable for the PET apparatus 1.
  • positron emission nuclei do not always emit positrons when beta decay occurs, and positron emission is an electron capture (a phenomenon in which protons absorb electrons around the nucleus and change them into neutrons). It becomes a competitive process. That is, two processes of positron emission and electron capture compete and only one of the processes occurs. Although the probability of positron emission and the probability of electron capture is determined by the nuclide, it is preferable to use the one having the highest probability as much as possible for the PET apparatus 1.
  • the signal processing unit 30 may perform the following processing.
  • the PET detection signal When a PET detection signal indicating that three gamma rays have been detected by the PET detector 10 is input, whether or not three pairs of annihilation gamma rays are simultaneously measured in the 3 ⁇ determination processing in the basic embodiment described above.
  • the 3 ⁇ determination process in the seventh embodiment it is determined whether or not three gamma rays that can be three pair annihilation gamma rays have been simultaneously measured. That is, when the PET detection signal indicating that three gamma rays have been detected by the PET detector 10 is input to the ⁇ simultaneous measurement determination unit 31 according to the seventh example, the PET detection signal includes three PET detection signals. A 3 ⁇ determination process is performed to determine whether or not simultaneous measurement of gamma rays is indicated.
  • three PET detection signals SG ⁇ 1 , SG ⁇ 2, and SG ⁇ 3 indicating that a total of three gamma rays are detected at three different positions in the PET detector 10 are processed.
  • the 3 ⁇ simultaneous measurement determination unit 31 detects the detection times t DET ⁇ 1 , t DET ⁇ 2 and t of the three gamma rays from the input timing of the PET detection signals SG ⁇ 1 , SG ⁇ 2 and SG ⁇ 3.
  • the detection energy E DET ⁇ 1 , E DET ⁇ 2 and E DET ⁇ 3 of the three gamma rays are specified from the energy information contained in the PET detection signals SG ⁇ 1 , SG ⁇ 2 and SG ⁇ 3. .
  • the energy of each of these gamma rays does not exceed 511 keV. Therefore, when the detection times t DET ⁇ 1 to t DET ⁇ 3 are simultaneous and each of the detection energies E DET ⁇ 1 to E DET ⁇ 3 is 511 keV or less, 3 ⁇ simultaneous measurement determination is performed in the 3 ⁇ determination processing.
  • the unit 31 determines that three gamma rays, which may be three pair annihilation gamma rays, have been measured simultaneously, and otherwise does not make such a determination. As described above, the simultaneousness here is a concept having a predetermined time width.
  • the PET detector 10 or the signal processing unit 30 may be configured so that only the PET detection signal having energy information indicating that the detection energy is 511 keV or less is input to the 3 ⁇ simultaneous measurement determination unit 31. good.
  • the 3 ⁇ simultaneous measurement determination unit 31 simply detects the detection times t DET ⁇ 1 to t DET ⁇ 3. If the detection times t DET ⁇ 1 to t DET ⁇ 3 are not dependent on the detection energies E DET ⁇ 1 to E DET ⁇ 3 , It is determined that three gamma rays that may be annihilation gamma rays were measured simultaneously.
  • the 3 ⁇ simultaneous measurement determination unit 31 determines that three gamma rays that can be three pair annihilation gamma rays are simultaneously measured based on the input of the PET detection signals SG ⁇ 1 to SG ⁇ 3 .
  • the three gamma rays 3 The detection positions P DET ⁇ 1 to P DET ⁇ 3 and the detection energies E DET ⁇ 1 to E DET ⁇ 3 of the three candidate gamma rays with reference to the PET detection signals SG ⁇ 1 to SG ⁇ 3, which are regarded as the candidate gamma rays.
  • 3 ⁇ event data including the detection times t DET ⁇ 1 to t DET ⁇ 3 are recorded in the data memory 33.
  • a de-excitation gamma ray determination unit (not shown) that can be provided in the signal processing unit 30 receives an additional detection signal SG ⁇ E indicating that a gamma ray has been detected by the de-excitation gamma ray detector 20. when in, as well as identifying the detection time t DET gamma E of the gamma rays from the input timing of the additional detection signal SGganma E, identifying the detected energy E DET gamma E of the gamma ray from the energy information included in the additional detection signal SG ⁇ E.
  • the de-excitation gamma ray determination unit determines only whether the detected energy E DET gamma E satisfies the first 4 ⁇ determination conditions described above, the detection energy E DET gamma E satisfies the first 4 ⁇ determination condition If it is determined that the pair annihilation gamma ray has been detected, the 1 ⁇ event data including the detection energy E DET ⁇ E and the detection time t DET ⁇ E of the pair annihilation gamma ray is referred to the data memory 33 while referring to the additional detection signal SG ⁇ E. To record. Note that the detection energy E DET ⁇ E already used for the determination may not be included in the 1 ⁇ event data.
  • the detection times t DET ⁇ 1 to t DET ⁇ 3 and t DET are recorded. It is possible to record 3 ⁇ event data of the PET detector 10 and 1 ⁇ event data of the deexcitation gamma ray detector 20 including recording of ⁇ E. By repeatedly performing such a recording operation during a predetermined imaging time, a plurality of event data is recorded in the data memory 33.
  • the signal processing unit 30 extracts 4 ⁇ event data constituting the 4 ⁇ event from the data recorded in the data memory 33 and records it in the data memory 33.
  • the signal processing unit 30 For example, paying attention to 3 ⁇ event data DT 3 that is specific 3 ⁇ event data and 1 ⁇ event data DT 1 that is specific 1 ⁇ event data recorded in the data memory 33, the signal processing unit 30 performs the following first and first operations. 2. Determine whether two conditions are met.
  • the first condition is a condition that the sum of the detected energies E DET ⁇ 1 to E DET ⁇ 3 included in the 3 ⁇ event data DT 3 matches 1022 keV.
  • the coincidence is a concept having a predetermined width in consideration of the energy resolution of the PET detector 10.
  • the detection time t DET ⁇ E included in the 1 ⁇ event data DT 1 is taken as the detection time of the deexcitation gamma ray, and the detection time of the deexcitation gamma ray and the detection time of the three pair annihilation gamma rays Is a condition that the time difference is within the predetermined time T WINDOW .
  • the signal processing unit 30 (e.g. 4 ⁇ event determination unit 32), for 3 ⁇ event data DT 3 and 1 ⁇ event data DT 1, only when both the first and second conditions are met, corresponding to 3 ⁇ event data DT 3
  • the three gamma ray detection events and one gamma ray detection event corresponding to the 1 ⁇ event data DT 1 are determined to constitute a 4 ⁇ event, and a combination of 3 ⁇ event data DT 3 and 1 ⁇ event data DT 1 is 4 ⁇ . Recorded in the data memory 33 as event data.
  • the position information and energy information included in the PET detection signal are added with the time stamp.
  • energy information included in the additional detection signal is added to the time stamp.
  • the data may be recorded in the data memory 33. Such a recording operation is repeatedly performed during a predetermined imaging time. Thereafter, at an arbitrary timing, the signal processing unit 30 extracts the data constituting the 4 ⁇ event from the recorded contents of the data memory 33, and based on the 4 ⁇ event data based on the extracted data, the distribution image of the positron emission nuclei.
  • Various processes described above, including generation and derivation of positron lifetime information may be performed.
  • the determination as to whether the detected gamma ray is a pair annihilation gamma ray, the determination of simultaneous measurement, and the like may be performed at any stage.
  • Two or more types of B-type nuclides (B-type positron emitting nuclei) having different deexcitation gamma-ray energies may be included in the imaging target TG.
  • the gamma rays detected by the deexcitation gamma ray detector 20 are emitted from any B type nuclide of the two or more types of B type nuclides. Can be identified. If the identification result is also used, a three-dimensional distribution image, positron lifetime information, and the like can be derived for each type of B-type nuclide.
  • a ninth embodiment will be described.
  • Various processes performed by the signal processing unit 30 are basically realized by a combination of hardware and software, but some of the functions realized by the signal processing unit 30 are realized by hardware. There are also cases where it is realized by software.
  • the specific function is described as a program, and the program is executed on a program execution device (for example, a microcomputer constituting the signal processing unit 30).
  • a specific function may be realized.
  • the program can be stored and fixed on an arbitrary recording medium.
  • the recording medium for storing and fixing the program may be mounted on or connected to a device (server device or the like) different from the signal processing unit 30.
  • the PET apparatus W 1 is a PET apparatus with a positron lifetime measurement function, and is in a daughter nucleus excited state due to beta decay, Three pairs of annihilation gamma rays due to positron-electron pair annihilation from the imaging object (TG) containing nuclides that emit de-excitation gamma rays when transitioning to the ground state of the daughter nucleus following the positron emission due to the beta decay.
  • TG imaging object
  • the processing unit based on the detection energy and detection position of each pair annihilation gamma ray, and the detection time of the pair annihilation gamma ray and the detection time of the deexcitation gamma ray, A three-dimensional distribution image (for example, distribution image 210) of the nuclide in the imaging target may be generated, and lifetime information (for example, half-life) of the positrons at a plurality of positions in the three-dimensional distribution image may be derived individually.
  • a three-dimensional distribution image for example, distribution image 210) of the nuclide in the imaging target may be generated, and lifetime information (for example, half-life) of the positrons at a plurality of positions in the three-dimensional distribution image may be derived individually.
  • the processing unit performs, for each event (4 ⁇ event) in which the three pair annihilation gamma rays are simultaneously measured within a predetermined time from the detection time of the deexcitation gamma rays. Based on the detection energy and detection position of each pair annihilation gamma ray, the positron annihilation position in the event (NP [i] in the example of FIG. 12) is estimated, and the three pair annihilation gamma rays are determined from the detection time of the deexcitation gamma ray. The time difference until the detection time measured simultaneously is derived as the lifetime of the positron in the event (LT [i] in the example of FIG.
  • the three-dimensional distribution image is generated.
  • lifetime information of the positrons at a plurality of positions in the three-dimensional distribution image may be derived individually.
  • the processing unit is performing the imaging based on the detection energy and detection position of each pair annihilation gamma ray, and the detection time of the pair annihilation gamma ray and the detection time of the deexcitation gamma ray.
  • a positron lifetime image (for example, a positron lifetime image 250) may be generated that shows the positron lifetime information in three dimensions in the distribution of the nuclides and in the distribution positions of the nuclides in the imaging target.
  • the processing unit performs, for each event (4 ⁇ event) in which the three pair annihilation gamma rays are simultaneously measured within a predetermined time from the detection time of the deexcitation gamma rays. Based on the detection energy and detection position of each pair annihilation gamma ray, the positron annihilation position in the event (NP [i] in the example of FIG. 12) is estimated, and the three pair annihilation gamma rays are determined from the detection time of the deexcitation gamma ray. The time difference until the detection time measured simultaneously is derived as the lifetime of the positron in the event (LT [i] in the example of FIG.
  • the positron lifetime image is generated. Also good.
  • the second gamma ray detector may be a gamma ray detector provided separately from the first gamma ray detector.
  • the second gamma ray detector may be formed using at least part of the group of gamma-ray detectors forming the first gamma ray detector.
  • the method of measuring positron lifetime W 2 in a PET apparatus is in the excited state of a daughter nucleus due to beta decay, and is deexcited when transitioning to the ground state of the daughter nucleus following positron emission due to the beta decay.
  • TG imaging target
  • a second gamma ray detector (20) for detecting the deexcitation gamma rays and a method used in a PET apparatus (1) comprising the detection energy of each pair annihilation gamma ray by the first gamma ray detector (E DET ⁇ 1 ⁇ E DET ⁇ 3) and the detection position (P DET ⁇ 1 ⁇ P DET ⁇ 3), and the detection time of the pair annihilation gamma-rays by the first gamma ray detector (t DET ⁇ 1 ⁇ t DET 3) and based on the second gamma ray detector according to the detection time of the de-excitation gamma ray (t DET gamma E), as well as derive the distribution of the nuclide in the imaging target in three dimensions, it corresponds to the derived geographic distribution
  • the lifetime information of the positron is determined.

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Abstract

撮像対象に陽電子放出に続けて脱励起ガンマ線を放出する核種が投与される。ＰＥＴ装置は、陽電子の対消滅（オルソポジトロニウムの対消滅）の際に生成される３本の追消滅ガンマ線とは別に脱励起ガンマ線を検出する。各対消滅ガンマ線の検出エネルギー（ＥDETγ1～ＥDETγ3）及び検出位置（ＰDETγ1～ＰDETγ3）、並びに、対消滅ガンマ線の検出時刻（ｔDETγ1～ｔDETγ3）及び脱励起ガンマ線の検出時刻（ｔDETγE）に基づいて、撮像対象における核種の分布状態を三次元で導出するとともに、導出した分布位置に対応付けて陽電子の寿命情報を決定する。

Description

陽電子寿命測定機能付きＰＥＴ装置、及び、ＰＥＴ装置における陽電子寿命測定方法
　本発明は、陽電子寿命測定機能付きＰＥＴ装置、及び、ＰＥＴ装置における陽電子寿命測定方法に関する。
　第１参考技術：診断装置の一つとして陽電子放射断層撮影（Positron emission tomography；ＰＥＴ）装置が実用化されている。ＰＥＴ装置では、陽電子放出核をトレーサーとし、陽電子が電子と対消滅する際に生じる２本のガンマ線の対を利用してトレーサー分布を画像化する。陽電子の対消滅により生じる２本の各ガンマ線は核種によらず一定のエネルギー（５１１ｋｅＶ）を有するため、測定対象となる陽電子放出核の種類を識別することはできず、撮像対象に複数種類のトレーサーを同時に投与しても、それらを区別してイメージングすることができないのが一般的であった。しかし、近年、複数種類のトレーサーを、核種を同定可能な態様で一度にイメージングできるＰＥＴ装置の開発が進められている。ＰＥＴにおいてトレーサーとして用いる陽電子放出核としては、陽電子のみを放出するタイプの核種と、陽電子放出の後に脱励起ガンマ線を放出するタイプの核種があるが、後者のタイプの核種をトレーサーとして用い、対消滅によるガンマ線だけでなく、陽電子に続けて放出された脱励起ガンマ線（核種に固有のエネルギーを持つ）も計測することにより、トレーサーを同定することができる（下記特許文献１及び非特許文献１参照）。
　第２参考技術：他方、陽電子消滅寿命法（Positron Annihilation Lifetime Spectroscopy；ＰＡＬＳ）は、陽電子が電子と対消滅を起こす際、周辺の環境に依存して陽電子の寿命が変化することを利用して物質構造を解析する方法である。物質中で放射性核種から放出された陽電子は、周辺の電子と衝突を繰り返しながら自身の運動量を低下させてゆき、自身の運動量がほぼゼロになったところで電子と結び付いて対消滅を起こす。この対消滅の直前には、陽電子と電子は電気的に互いに束縛された一種の分子状態であるポジトロニウムを形成する。ポジトロニウムの崩壊寿命は、周辺の電子からの電場に大きく影響されるため、電子配置を決める物質や形状（分子構造）、温度などに依存して変化することになる。ＰＡＬＳでは、この寿命の変化を利用して物質を解析する。特に、金属中における空孔の存在などにより寿命が大きく変わるため、半導体材料等の材料工学分野における解析にＰＡＬＳが用いられている（下記非特許文献２及び３参照）。また、近年は、加速器を用いて照射した陽電子による研究も進められている。
　第３参考技術：陽電子及び電子の夫々は１／２の固有スピンを持つ。故に、ポジトロニウムには、陽電子と電子の固有スピンの向きが揃ったパラポジトロニウムと、陽電子と電子の固有スピンの向きが逆向きとなるオルソポジトロニウムと、がある。オルソポジトロニウムはパラポジトロニウムの生成確率の１％以下でしか出現しないが、オルソポジトロニウムの寿命は真空中において１４２ｎｓ（ナノ秒）であり、パラポジトロニウムの寿命よりも１０００倍程度長い。また、パラポジトロニウムは、偶数本のガンマ線（主として２本のガンマ線）に崩壊するのに対し、オルソポジトロニウムは奇数本のガンマ線（主として３本のガンマ線）に崩壊することが知られている。このオルソポジトロニウムの寿命の変化を調べることにより、上記の材料工学分野以外にも、液体中の酸素濃度など、ライフサイエンス分野に関連する解析が可能となることが分かってきている（下記非特許文献４及び５参照）。
　第４参考技術：上述したように、主として、パラポジトロニウムは２本のガンマ線を放出して対消滅する一方でオルソポジトロニウムは３本のガンマ線を放出して対消滅する。ＰＥＴでは、２本のガンマ線に崩壊したイベントを利用してイメージングを行うことが一般的である。これは、陽電子がオルソポジトロニウムを構成する確率がパラポジトロニウムを構成する確率の１％以下であり、大部分の陽電子対消滅の際には２本のガンマ線が放出されるためである。しかしながら、２本のガンマ線を利用する場合には２箇所の検出点を結ぶ直線として対消滅位置を推定するのに対して、３本のガンマ線を利用する場合には３本のガンマ線のエネルギーに基づいた運動量から運動方程式を解くことにより、対消滅位置を点として推定することが可能である。そのため、近年の放射線検出器の高精度化（位置の推定精度に影響するエネルギー分解能及び位置分解能の向上）に伴って、３本のガンマ線を用いたＰＥＴが提案されている（下記非特許文献６及び７参照）。
特許第５５２６４３５号公報
A. Andreyev, A. Celler, "Dual-isotope PET using positron-gamma emitters"，Physics in Medical and Biology, 2011, 56, pp. 4539-4556 R. B. Bell, R. L. Graham, "Time Distribution of Positron Annihilation in Liquids and Solids"，Phys. Rev., 1953, 90, pp. 644-654 "Principles and Applications of Positron and Positronium Chemistry", edited by: Y. C. Jean, P. E. Mallon, D. M. Schrader，World Scientific, 2003, ISBN:978-981-238-144-6 A. M. Cooper, G. J. Laidlaw, B. G. Hogg, "Oxygen quenching of positron lifetimes in liquids"，J. Chem. Phys., 1967, 46, 2441-2442 B. Hopkins, T. W. Zerda, "Oxygen quenching of positronium in silica gels"，Phys. Lett., 1990, A45, 141-145 M. D. Harpen, "Positronium: Review of symmetry, conserved quantities and decay for the radiological physicist", Medical Physics, 2004, 31(1), pp. 57-61 K. Kacperski, M. N. Spyrou, "Performance of three-photon PET imaging: Monte Carlo simulations", Phys. Med. Biol., 2005, 50, pp. 5679-5696
　ＰＥＴは、がんの検査等、各種の診断に有益であるが、従来のＰＥＴではトレーサーの分布情報しか得ることができない。仮に、ＰＥＴ装置においてトレーサーの分布情報に対応付けて陽電子の寿命情報を得ることができたならば、トレーサーの分布情報だけでなくトレーサーの各分布位置における周辺環境（酸素濃度や構造等）を詳細に知る手がかりが得られる。これは、ライフサイエンス分野等に新たな解析手法をもたらすと考えられる。
　そこで本発明は、撮像対象の解析の詳細化に寄与する陽電子寿命測定機能付きＰＥＴ装置、及び、ＰＥＴ装置における陽電子寿命測定方法を提供することを目的とする。
　本発明の一側面に係る陽電子寿命測定機能付きＰＥＴ装置は、ベータ崩壊によって娘核の励起状態となり、当該ベータ崩壊による陽電子放出に続けて娘核の基底状態に遷移する際に脱励起ガンマ線を放出する核種を含んだ撮像対象から、陽電子と電子の対消滅による３本の対消滅ガンマ線を受けることで前記３本の対消滅ガンマ線を検出する第１ガンマ線検出器と、前記脱励起ガンマ線を検出する第２ガンマ線検出器と、前記第１ガンマ線検出器による各対消滅ガンマ線の検出エネルギー及び検出位置、並びに、前記第１ガンマ線検出器による前記対消滅ガンマ線の検出時刻及び前記第２ガンマ線検出器による前記脱励起ガンマ線の検出時刻に基づいて、前記撮像対象における前記核種の分布状態を三次元で導出するとともに、導出した分布位置に対応付けて前記陽電子の寿命情報を決定する処理部と、を備えたことを特徴とする。
　当該装置によれば、核種の分布状態と共に核種の各分布位置における陽電子の寿命情報を得ることができるため、撮像対象内の各位置の特性（酸素濃度や分子構造等）を非侵襲で知ることが可能となると期待される。これは、ライフサイエンス分野等に新たな解析手法をもたらすと考えられる。
　本発明の一側面に係る、ＰＥＴ装置における陽電子寿命測定方法は、ベータ崩壊によって娘核の励起状態となり、当該ベータ崩壊による陽電子放出に続けて娘核の基底状態に遷移する際に脱励起ガンマ線を放出する核種を含んだ撮像対象から、陽電子と電子の対消滅による３本の対消滅ガンマ線を受けることで前記３本の対消滅ガンマ線を検出する第１ガンマ線検出器と、前記脱励起ガンマ線を検出する第２ガンマ線検出器と、を備えたＰＥＴ装置にて用いられる方法であって、前記第１ガンマ線検出器による各対消滅ガンマ線の検出エネルギー及び検出位置、並びに、前記第１ガンマ線検出器による前記対消滅ガンマ線の検出時刻及び前記第２ガンマ線検出器による前記脱励起ガンマ線の検出時刻に基づいて、前記撮像対象における前記核種の分布状態を三次元で導出するとともに、導出した分布位置に対応付けて前記陽電子の寿命情報を決定することを特徴とする。
　当該方法によれば、核種の分布状態と共に核種の各分布位置における陽電子の寿命情報を得ることができるため、撮像対象内の各位置の特性（酸素濃度や分子構造等）を非侵襲で知ることが可能となると期待される。これは、ライフサイエンス分野等に新たな解析手法をもたらすと考えられる。
　本発明によれば、撮像対象の解析の詳細化に寄与する陽電子寿命測定機能付きＰＥＴ装置、及び、ＰＥＴ装置における陽電子寿命測定方法を提供することが可能となる。
Ａタイプの放射性崩壊の様式を示す図である。 Ｂタイプの放射性崩壊の様式を示す図である。 Ａタイプの放射性崩壊の具体例を示す図である。 Ｂタイプの放射性崩壊の具体例を示す図である。 陽電子放出核からの陽電子放出に続けて脱励起ガンマ線が放出される一方で、陽電子の対消滅の際に３本の対消滅ガンマ線が発生する様子を示す図である。 本発明の実施形態に係るＰＥＴ装置に概略構成図である。 図６のＰＥＴ検出器及び脱励起ガンマ線検出器の夫々が複数のガンマ線検出器から構成されることを説明するための図である。 図６の信号処理部の内部ブロック図である。 本発明の実施形態に係る４γイベントデータの生成手順例を示す図である。 複数組の４γイベントデータが記録されている様子を示す図である。 陽電子放出核と３本の対消滅ガンマ線との関係を示す図である。 イベントごとに核種位置及び陽電子寿命が求められる様子を示す図である。 実際の陽電子放射核の分布と、画像再構成により得られた陽電子放出核の分布像と、を示す図である。 実際の陽電子放射核の分布と、画像再構成により得られた陽電子放出核の分布像と、陽電子寿命タイムスペクトルと、を示す図である。 実際の陽電子放射核の分布と、画像再構成により得られた陽電子放出核の分布像と、領域ごとに導出された陽電子寿命タイムスペクトルと、陽電子寿命像と、を示す図である。
　以下、本発明の実施形態の例を、図面を参照して具体的に説明する。参照される各図において、同一の部分には同一の符号を付し、同一の部分に関する重複する説明を原則として省略する。尚、本明細書では、記述の簡略化上、情報、信号、物理量又は部材等を参照する記号又は符号を記すことによって、該記号又は符号に対応する情報、信号、物理量又は部材等の名称を省略又は略記することがある。
　図１及び図２を参照し、まず、陽電子放出核（放射性崩壊によって陽電子を放出する核種）の放射性崩壊における２つの様式を説明する。図１はＡタイプの放射性崩壊の様式を示し、図２はＢタイプの放射性崩壊の様式を示している。Ａタイプ、Ｂタイプの様式にて放射性崩壊を行う陽電子放出核を、夫々、Ａタイプ核種、Ｂタイプ核種と称する。また、陽電子放出核について、ベータ崩壊前の核種を親核と称し、ベータ崩壊後の核種を娘核と称する。
　図１に示す如く、Ａタイプ核種では、親核にてベータ崩壊が生じることで陽電子の放出を伴いつつ娘核の基底状態に遷移する。即ち、Ａタイプ核種は、ベータ崩壊によって親核から娘核の基底状態のエネルギー準位に直接遷移し、この遷移の際に陽電子が放出される。
　図２に示す如く、Ｂタイプ核種では、親核にてベータ崩壊が生じることで陽電子の放出を伴いつつ娘核の励起状態に遷移した後、続けて、ガンマ崩壊により当該Ｂタイプ核種に固有のエネルギーを有する脱励起ガンマ線を放出することで娘核の励起状態から娘核の基底状態に遷移する。Ｂタイプ核種の娘核における励起状態と基底状態のエネルギー差が、脱励起ガンマ線のエネルギーとなる。Ｂタイプ核種において、脱励起ガンマ線が放出されるタイミングは、核の構造に依存した量子力学的な確率に従う。娘核の励起状態から娘核の基底状態への寿命の指標は半減期として与えられる。本発明の実施形態に係るＰＥＴ装置では、Ｂタイプの陽電子放出核が利用される。
　図３に、Ａタイプの放射性崩壊の一例を示す。Ａタイプ核種の親核である18Ｆにてベータ崩壊が生じると、１００％の確率で、娘核である18Ｏの基底状態に遷移する。当該ベータ崩壊の際に陽電子が放出される。
　図４に、Ｂタイプの放射性崩壊の一例を示す。Ｂタイプ核種の親核である22Ｎａは、娘核である22Ｎｅの基底状態に遷移するまでに、９９．９６％の確率で22Ｎｅの励起状態を経由する。この際、ガンマ崩壊により３．６３ｆｓ（フェムト秒）の半減期にて22Ｎｅの励起状態から22Ｎｅの基底状態へと遷移し、当該遷移のときに、エネルギーが１２７５ｋｅＶ（キロエレクトロンボルト）の脱励起ガンマ線を放出する。22Ｎａから22Ｎｅの励起状態への遷移をもたらすベータ崩壊の際に陽電子が放出される。尚、Ｂタイプ核種では、親核から娘核の基底状態に遷移するまでの過程において、娘核における複数の励起状態を経由し複数の脱励起ガンマ線を放出することもある。
　また、上述したように、物質中で陽電子放出核から放出された陽電子は、周辺の電子と衝突を繰り返しながら自身の運動エネルギーを失って行き、自身の運動エネルギーがほぼゼロになったところで電子と結び付いて対消滅を起こす。この対消滅の直前には、陽電子と電子は電気的に互いに束縛された一種の分子状態であるポジトロニウムを形成する。ポジトロニウムには、陽電子と電子の固有スピンの向きが揃ったパラポジトロニウムと、陽電子と電子の固有スピンの向きが逆向きとなるオルソポジトロニウムとがあって、オルソポジトロニウムはパラポジトロニウムの生成確率の１％以下でしか出現しないが、オルソポジトロニウムの寿命はパラポジトロニウムのそれよりも１０００倍程度長い。また、パラポジトロニウムは、偶数本のガンマ線（主として２本のガンマ線）に崩壊するのに対し、オルソポジトロニウムは奇数本のガンマ線（主として３本のガンマ線）に崩壊することが知られている。陽電子と電子とが対消滅する際に放出されるガンマ線を対消滅ガンマ線と称する。
　図５に示すように、Ｂタイプの陽電子放出核がベータ崩壊する際に陽電子が放出され、それに続けて脱励起ガンマ線が放出される。放出された陽電子が周辺の電子とオルソポジトロニウムを形成した場合、それらの対消滅の際に３本の対消滅ガンマ線が放出される。以下、単に３本の対消滅ガンマ線と記した場合、それは、オルソポジトロニウムを形成する陽電子と電子とが対消滅した際に放出される３本の対消滅ガンマ線を指すものとする。３本の対消滅ガンマ線の合計エネルギーは、陽電子と電子の静止質量の合計に相当する１０２２ｋｅＶ（キロエレクトロンボルト）となる。
　図６に、本実施形態に係るＰＥＴ装置１の概略構成図を示す。ＰＥＴ装置１は、ＰＥＴ検出器１０と、脱励起ガンマ線検出器２０と、信号処理部３０と、を備えて構成される。ＴＧは、ＰＥＴ装置１における撮像対象を表している。撮像対象ＴＧは、Ｂタイプの陽電子放出核を含む物体であり、生体を撮像対象ＴＧとすることができる。撮像対象ＴＧ内においてＢタイプの陽電子放出核が分布している。
　実空間において、互いに直交するＸ軸、Ｙ軸及びＺ軸により三次元空間を定義し、当該三次元空間をＸＹＺ空間と称する。或る位置のＸ軸成分、Ｙ軸成分、Ｚ軸成分を、夫々、ｘ、ｙ、ｚにて表すと共に、或る点のＸＹＺ空間上での位置を（ｘ，ｙ，ｚ）にて表す。
　上述したように、本発明の実施形態に係るＰＥＴ装置１では、Ｂタイプの陽電子放出核が利用される。その上で、オルソポジトロニウムの対消滅の際に放出される計３本の対消滅ガンマ線の検出と、脱励起ガンマ線の検出とを介して、陽電子放出核の分布推定と共に陽電子の寿命情報の取得を行う。従来のＰＥＴ装置にて画像化に主に利用されるパラポジトロニウムの寿命は１００ｐｓ（ピコ秒）のオーダーであるため、その寿命に対し、既存のＰＥＴ検出器の時間分解能では寿命の測定が容易ではない。そこで、本実施形態では、計測が相対的に容易な時間オーダー（１００ｎｓ（ナノ秒）程度）において、オルソポジトロニウムの寿命を計測する。以下、ＰＥＴ装置１の構成要素について詳説する。
［ＰＥＴ検出器］
　ＰＥＴ検出器１０は、撮像対象ＴＧ中の陽電子放出核から放出された陽電子と当該陽電子の周辺の電子とが対消滅する際に放出される対消滅ガンマ線（主として３本の対消滅ガンマ線）を受けることができるよう、撮像対象ＴＧを取り囲む位置に配置され、対消滅ガンマ線を含むガンマ線を受けることで当該ガンマ線を検出する。具体的には、図７に示す如く、ＰＥＴ検出器１０は、従来のＰＥＴ装置におけるＰＥＴ検出器と同様に、リング状に配列された複数のガンマ線検出器１１にて構成される。即ち、概ね円筒面を成す曲面上に複数のガンマ線検出器１１を分散配置することでＰＥＴ検出器１０が形成され、検出器１０で囲まれた撮像可能な空間は一般にＦＯＶ（Ｆｉｅｌｄ ｏｆ Ｖｉｅｗ）と呼ばれ、そのＦＯＶの内側に撮像対象ＴＧが配置される。図６及び図７において、円筒面をなすＦＯＶの軸はＺ軸に平行となっている。尚、図示の簡略化上、図７においては、ＰＥＴ検出器１０を構成する一部のガンマ線検出器に対してのみ符号１１を付している。
　各ガンマ線検出器１１は、ガンマ線を検出可能な放射線検出器であって、ＦＯＶの内側から飛来するガンマ線の入射を受けたとき、入射したガンマ線と自身との相互作用に応じたＰＥＴ検出信号を出力する。各ガンマ線検出器１１において、ガンマ線と検出器１１とが相互作用を起こした位置と、入射したガンマ線のエネルギーとを検出可能となっており、検出された位置を示す位置情報と検出されたエネルギーを示すエネルギー情報とが、検出器１１の出力信号に含まれる。ＰＥＴ検出信号に含まれる位置情報が示す位置は、ＰＥＴ検出器が細分化されているために得られるもので、ガンマ線の検出位置のＸ軸、Ｙ軸及びＺ軸成分を、細分化された検出器のサイズを単位として含んでいる。
　ＰＥＴ検出器１０は、複数のガンマ線検出器１１から構成されているため、ＰＥＴ検出器１０の全体の動作としては、何れかのガンマ線検出器１１にてＦＯＶの内側から飛来するガンマ線の入射を受けたとき、入射したガンマ線の検出位置（即ち、入射したガンマ線と相互作用を起こした検出器１０を構成する検出器の位置）と、入射したガンマ線のエネルギーとを検出し、検出した位置を示す位置情報と検出されたエネルギーを示すエネルギー情報とを含んだＰＥＴ検出信号を出力することになる。複数のガンマ線検出器１１の夫々にてガンマ線が入射及び検出されたときには、各々の検出に対応した複数のＰＥＴ検出信号がＰＥＴ検出器１０から出力されることになる。
［脱励起ガンマ線検出器］
　脱励起ガンマ線検出器２０は、撮像対象ＴＧ中の陽電子放出核から放出された脱励起ガンマ線を受けることができるよう、撮像対象ＴＧを取り囲む位置に配置され、脱励起ガンマ線を含むガンマ線を受けることで当該ガンマ線を検出する。脱励起ガンマ線検出器２０は、ＰＥＴ検出器１０が配置されていない空間の内の任意の位置に配置される。具体的には例えば、図７に示す如く、複数のガンマ線検出器１１の配置面に相当する円筒面と同軸の円筒面上に複数のガンマ線検出器２１を分散配置する。複数のガンマ線検出器２１はリング状に配置され、且つ、ガンマ線検出器１１の群を上記円筒面の軸方向において両側から挟み込むように配置される。尚、図示の簡略化上、図７においては、脱励起ガンマ線検出器２０を構成する一部のガンマ線検出器に対してのみ符号２１を付している。
　各ガンマ線検出器２１は、ガンマ線を検出可能な放射線検出器であって、ＦＯＶの内側から飛来するガンマ線の入射を受けたとき、入射したガンマ線と自身との相互作用に応じた追加検出信号を出力する。各ガンマ線検出器２１において、入射したガンマ線のエネルギーを検出可能となっており、検出されたエネルギーを示すエネルギー情報が、検出器２１の出力信号に含まれる。ガンマ線検出器２１は、ＰＥＴ検出器１０と異なり、位置感応性を必要としない。
　脱励起ガンマ線検出器２０は、複数のガンマ線検出器２１から構成されているため、脱励起ガンマ線検出器２０の全体の動作としては、何れかのガンマ線検出器２１にてガンマ線の入射を受けて当該ガンマ線を検出したとき、入射したガンマ線のエネルギーを検出し、検出されたエネルギーを示すエネルギー情報を含んだ信号を出力することになる。ここでは、脱励起ガンマ線検出器２０の出力信号としてのガンマ線検出信号を、追加検出信号と称する。また、脱励起ガンマ線検出器２０の出力信号としてのガンマ線検出信号の内、脱励起ガンマ線検出器２０にて脱励起ガンマ線を検出した場合におけるガンマ線検出信号を、特に、脱励起ガンマ線検出信号と称する。
　例えば、Ｇｅ（ゲルマニウム）による半導体検出器にてガンマ線検出器１１及び２１を構成することができる。この場合、ガンマ線検出器１１及び２１は、０．２～０．５％程度のエネルギー分解能にて、ガンマ線のエネルギーを検出することが可能である。但し、Ｇｅ以外の半導体材料（例えば、Ｓｉ、ＣｄＴｅ、ＣｄＺｎＴｅ）を用いて構成される半導体検出器をガンマ線検出器１１及び２１として用いても良いし、シンチレーション検出器を用いてガンマ線検出器１１及び２１を構成しても良い。
　ガンマ線検出器２１のサイズやガンマ線検出器２１が検出すべきガンマ線の線量を考慮して、脱励起ガンマ線検出器２０を構成するガンマ線検出器２１の個数が設定されるが、場合によっては、その個数は１つでありうる。
［信号処理部］
　信号処理部３０は、ＰＥＴ検出器１０から出力されるＰＥＴ検出信号及び脱励起ガンマ線検出器２０から出力される追加検出信号に基づいて、撮像対象ＴＧに含まれる対象核種の分布像の再構成等を行う。対象核種とは、撮像対象ＴＧに含まれ且つ分布の画像化の対象となる核種を指す。ここでは、特に断りなき限り、撮像対象ＴＧ中にＢタイプの陽電子放出核が１種類のみ含まれているものとし、当該Ｂタイプの陽電子放出核が対象核種であるとする。対象核種の分布像は、ＸＹＺ空間における対象核種の三次元の分布を示す三次元分布像である。Ｂタイプの陽電子放出核によって薬剤を標識することができ、Ｂタイプの陽電子放出核は薬剤に取り込まれた状態で撮像対象ＴＧに含まれていても良い。この場合、対象核種の分布像は、当該陽電子放出核により標識された薬剤（プローブ）の分布像とも言える。
―――３γ判定処理―――
　図８に示す如く、信号処理部３０は、３γ同時計測判定部３１を有する。３γ同時計測判定部３１は、ＰＥＴ検出器１０にて３本のガンマ線が検出されたことを示すＰＥＴ検出信号が入力されたとき、当該ＰＥＴ検出信号が３本の対消滅ガンマ線の同時計測を示しているか否かを判定する３γ判定処理を行う。
　具体的には、ＰＥＴ検出器１０における互いに異なる３つの位置にて計３本のガンマ線が検出されたことを示す３つのＰＥＴ検出信号ＳＧγ1、ＳＧγ2及びＳＧγ3が信号検出部３０（ここでは３γ同時計測判定部３１）に入力されたとき、３γ同時計測判定部３１は、ＰＥＴ検出信号ＳＧγ1、ＳＧγ2及びＳＧγ3の入力タイミングから当該３本のガンマ線の検出時刻ｔDETγ1、ｔDETγ2及びｔDETγ3を特定すると共に、ＰＥＴ検出信号ＳＧγ1、ＳＧγ2及びＳＧγ3に含まれるエネルギー情報から当該３本のガンマ線の検出エネルギーＥDETγ1、ＥDETγ2及びＥDETγ3を特定する。
　ここで、ＰＥＴ検出信号ＳＧγ1に基づくガンマ線の検出時刻ｔDETγ1とは、当該ガンマ線とＰＥＴ検出器１０とが相互作用を起こした時刻を指す。検出時刻ｔDETγ2及びｔDETγ3についても同様である。但し、実際には、ＰＥＴ検出信号ＳＧγ1～ＳＧγ3が信号処理部３０に入力された時刻を検出時刻ｔDETγ1～ｔDETγ3として取り扱うことができる（これについては後にも述べられる）。尚、ＰＥＴ検出信号ＳＧγ1、ＳＧγ2及びＳＧγ3には、ＰＥＴ検出器１０によるガンマ線の検出位置ＰDETγ1～ＰDETγ3を表す位置情報も含まれているが、３γ判定処理において位置情報は用いられない。
　３γ同時計測判定部３１は、３γ判定処理において、検出時刻ｔDETγ1、ｔDETγ2及びｔDETγ3が同時であって、且つ、検出エネルギーＥDETγ1、ＥDETγ2及びＥDETγ3の合計が１０２２ｋｅＶと一致する場合、３本の対消滅ガンマ線が同時計測されたと判定し、そうでない場合、３本の対消滅ガンマ線が同時計測されたと判定しない。
　但し、検出エネルギーの合計についての判別はオフラインで行うことが一般的である。このため、通常は、３γ判定処理において、検出時刻ｔDETγ1、ｔDETγ2及びｔDETγ3が同時である場合には３本の対消滅ガンマ線が同時計測された可能性があると判定する一方で、そうでない場合には３本の対消滅ガンマ線が同時計測された可能性はないと判定し、その後、オフラインにて、同時計測された可能性があると判定した３本の対消滅ガンマ線の検出エネルギーＥDETγ1、ＥDETγ2及びＥDETγ3を参照して、検出エネルギーＥDETγ1、ＥDETγ2及びＥDETγ3の合計が１０２２ｋｅＶと一致する場合に３本の対消滅ガンマ線が同時計測されたと判定すると良い。
　ここにおける同時とは、所定の時間幅を有する概念であり、検出時刻ｔDETγ1～ｔDETγ3間の差の最大値が、検出時刻ｔDETγ1～ｔDETγ3を特定する系の時間分解能を考慮して定められる所定値以下であるならば、検出時刻ｔDETγ1～ｔDETγ3が同時であると判断され、そうでなければ、検出時刻ｔDETγ1～ｔDETγ3が同時であると判断されない。
　１本以上のガンマ線がＰＥＴ検出器１０及び脱励起ガンマ線検出器２０の少なくとも一方で検出される事象を、イベントと称する。対消滅ガンマ線が検出されるイベントの内、大多数のイベントは、５１１ｋｅＶの２本の対消滅ガンマ線が生成される陽電子消滅イベントであり、ＰＥＴ検出器１０にて３本のガンマ線が同時計測されるイベントとしては、偶発的な同時計測イベントや脱励起ガンマ線の散乱イベント（脱励起ガンマ線がＰＥＴ検出器１０に入射して散乱する現象が、３本のガンマ線の検出の一部として取り扱われることになるイベント）など、多数の偽イベントを含むことになる。しかしながら、画像再構成の前処理として、３本のガンマ線のエネルギーの合計が１０２２ｋｅＶになるかを判定することで、大部分の偽イベントを除去することが可能である。
　ここで、“３本のガンマ線のエネルギーの合計が１０２２ｋｅＶになる”とは、“検出エネルギーＥDETγ1、ＥDETγ2及びＥDETγ3の合計が１０２２ｋｅＶと一致する”という意味である。“検出エネルギーＥDETγ1、ＥDETγ2及びＥDETγ3の合計が１０２２ｋｅＶと一致する”という表現における一致は、所定の幅を有する概念であり、検出エネルギーＥDETγ1～ＥDETγ3の合計が、例えば、（１０２２―ΔＥ1）ｋｅＶ以上且つ（１０２２＋ΔＥ1）ｋｅＶ以下のエネルギー範囲に収まっているとき、検出エネルギーＥDETγ1～ＥDETγ3の合計が１０２２ｋｅＶと一致していると判定され、そうでないとき、検出エネルギーＥDETγ1～ＥDETγ3の合計が１０２２ｋｅＶと非一致であると判定される。ΔＥ1は、ＰＥＴ検出器１０のエネルギー分解能を考慮して設定される所定エネルギーを表す。
　また、上記判定を実施した場合においても、５１１ｋｅＶの２本の対消滅ガンマ線が生成される陽電子消滅イベントによる対消滅ガンマ線が、ＰＥＴ検出器１０を構成する何れかのガンマ線検出器１１で散乱し、散乱された対消滅ガンマ線の残りの全エネルギーがＰＥＴ検出器１０を構成する他のガンマ線検出器１１にて吸収された場合、３γイベント（３本の対消滅ガンマ線が同時計測されたイベント）として誤判定されることがある。対消滅により３本のガンマ線を放出する際には、３本いずれのガンマ線もエネルギー５１１ｋｅＶ以下であり、また５１１ｋｅＶちょうどになる事は稀である。そのため、この様な誤判定イベントは、３本のガンマ線のエネルギーの合計が１０２２ｋｅＶであるという条件に加えて、３本のガンマ線の何れのエネルギーも５１１ｋｅＶより小さいという条件を課す（即ち、それら２つの条件が満たされない限り、３本の対消滅ガンマ線が同時計測されたと判定しない）ことにより大部分が除去可能である。
―――４γ判定処理―――
　信号処理部３０は、４γイベント判定部３２を更に備える。４γイベント判定部３２は、３γ同時計測判定部３１の判定結果と、脱励起ガンマ線検出器２０からの追加検出信号ＳＧγEに基づき、４γイベントが発生したか否かを判定する４γ判定処理を行う。４γイベントは、特定の条件を満たすイベントを指す。具体的には、４γイベントとは、脱励起ガンマ線が脱励起ガンマ線検出器２０にて検出され且つ脱励起ガンマ線の検出時刻を基準として所定時間ＴWINDOW内に３本の対消滅ガンマ線が同時計測されたイベントを指す。
　単一の陽電子放出核から放出された脱励起ガンマ線と、当該単一の陽電子放出核から放出された陽電子が対消滅したときに発生する３本の対消滅ガンマ線と、に基づいて発生した真４γイベントのみが、４γイベントと判定されることが理想的である。
　所定時間ＴWINDOWが長すぎると、或る陽電子放出核から放出された脱励起ガンマ線と、他の陽電子放出核から放出された陽電子が対消滅したときに発生する３本の対消滅ガンマ線とが偶発的に同時判定される偽４γイベントを、４γイベントと誤判定することも有り得る。これらのイベントは画像ノイズとして現れることになるが、既存のＰＥＴイメージングと同様の遅延同時測定などの手法により補正することが可能である。しかし、補正の精度を上げるためには偽４γイベントは可能な限り少ない方が良い。一方で、所定時間ＴWINDOWが短すぎると、判定漏れにより、真４γイベントが４γベントとして判定されないこともある。誤判定や判定漏れがなるべく生じないように、所定時間ＴWINDOWを、半減期が最長となる真空中のオルソポジトロニウムの半減期、又は、撮像対象ＴＧ内で想定されるオルソポジトロニウムの半減期の最大値に基づいて設定しておくと良い。
　具体的には、脱励起ガンマ線検出器２０にてガンマ線が検出されたことを示す追加検出信号ＳＧγEが信号検出部３０（ここでは４γイベント判定部３２）に入力されたとき、４γイベント判定部３２は、追加検出信号ＳＧγEの入力タイミングから当該ガンマ線の検出時刻ｔDETγEを特定すると共に、追加検出信号ＳＧγEに含まれるエネルギー情報から当該ガンマ線の検出エネルギーＥDETγEを特定する。ここで、追加検出信号ＳＧγEに基づくガンマ線の検出時刻ｔDETγEとは、当該ガンマ線と脱励起ガンマ線検出器２０とが相互作用を起こした時刻を指す。
　ここで、検出時刻ｔDETγ1～ｔDETγ3及びｔDETγEについて付言しておく。実際には、ＰＥＴ検出信号ＳＧγ1～ＳＧγ3が信号処理部３０に入力された時刻を検出時刻ｔDETγ1～ｔDETγ3として取り扱うことができると共に、追加検出信号ＳＧγEが信号処理部３０に入力された時刻を検出時刻ｔDETγEとして取り扱うことができる。ガンマ線とガンマ線検出器（１１、２１）とが相互作用を起こしてから、その相互作用による信号（ＰＥＴ検出信号、追加検出信号）が信号入力部３０に入力されるまでには所定の応答時間がかかるが、その応答時間を複数のガンマ線検出器（１１、２１）間で共通にするべく、必要に応じ、複数のガンマ線検出器の内、何れか１以上のガンマ線検出器と信号入力部３０の間に信号遅延回路が挿入される。信号処理部３０での処理において重要となるのは検出時刻間の差であるため、応答時間が複数のガンマ線検出器（１１、２１）間で揃っていれば問題は無い。
　４γイベント判定部３２は、４γ判定処理において、以下の第１及び第２の４γ判定条件の双方を満たすイベントのみを４γイベントであると判定する。ここで、撮像対象ＴＧに分布している陽電子放出核における脱励起ガンマ線のエネルギーをＥγEにて表す。エネルギーＥγEは、信号処理部３０にとって既知である。
　第１の４γ判定条件は、検出エネルギーＥDETγEが脱励起ガンマ線のエネルギーＥγEと一致しているという条件である。
　ここにおける一致も、所定の幅を有する概念であり、検出エネルギーＥDETγEが、例えば、（ＥγE―ΔＥ2）以上且つ（ＥγE＋ΔＥ2）ｋｅＶ以下のエネルギー範囲に収まっているとき、検出エネルギーＥDETγEは脱励起ガンマ線のエネルギーＥγEと一致していると判断され、そうでないとき、検出エネルギーＥDETγEは脱励起ガンマ線のエネルギーＥγEと一致していないと判断される。ΔＥ2は、脱励起ガンマ線検出器２０のエネルギー分解能を考慮して設定される所定エネルギーを表す。
　第１の４γ判定条件が満たされるとき、検出エネルギーＥDETγEに対応する、脱励起ガンマ線検出器２０にて検出されたガンマ線は、脱励起ガンマ線であると判断される。
　第２の４γ判定条件は、脱励起ガンマ線検出器２０によるガンマ線の検出時刻ｔDETγEから所定時間ＴWINDOW内に３本の対消滅ガンマ線が同時計測されているという条件である。尚、第１の４γ判定条件が満たされる場合に限って、第２の４γ判定条件の判定を行えば足る。
　つまり、第１の４γ判定条件が成立しているとの仮定の下、３γ判定処理にて検出時刻ｔDETγ1～ｔDETγ3に対応する３本の対消滅ガンマ線が同時計測されたと判定されており、且つ、検出時刻ｔDETγ1～ｔDETγ3に基づく３本の対消滅ガンマ線の検出時刻が、検出時刻ｔDETγEに相当する脱励起ガンマ線の検出時刻よりも後であって、且つ、脱励起ガンマ線の検出時刻と３本の対消滅ガンマ線の検出時刻との時間差が所定時間ＴWINDOW内であるとき、第２の４γ判定条件が満たされ、そうでないとき、第２の４γ判定条件が満たされない。
　検出時刻ｔDETγ1～ｔDETγ3に基づく３本の対消滅ガンマ線の検出時刻とは、検出時刻ｔDETγ1～ｔDETγ3の平均時刻であっても良いし、検出時刻ｔDETγ1～ｔDETγ3の内の何れか１つであっても良い。
　４γイベント判定部３２は、ＰＥＴ検出信号ＳＧγ1～ＳＧγ3及び追加検出信号ＳＧγEに対応するイベントが４γイベントであると判定した場合、ＰＥＴ検出信号ＳＧγ1～ＳＧγ3及び追加検出信号ＳＧγEに基づくデータを４γイベントデータとして作成し、作成した４γイベントデータを信号処理３０に設けられたデータメモリ３３に記録する。
　ＰＥＴ検出信号ＳＧγ1～ＳＧγ3及び追加検出信号ＳＧγEに基づく４γイベントデータは、上述の検出時刻ｔDETγ1～ｔDETγ3及びｔDETγE並びに検出エネルギーＥDETγ1～ＥDETγ3及びＥDETγEを含むと共に、ＰＥＴ検出信号ＳＧγ1～ＳＧγ3に含まれる位置情報にて示される検出位置ＰDETγ1～ＰDETγ3を含む。
　或る１つの４γイベントに関し、
　検出時刻ｔDETγ1～ｔDETγ3は当該４γイベントにおける３本の対消滅ガンマ線の検出時刻を表し、検出時刻ｔDETγEは当該４γイベントにおける脱励起ガンマ線の検出時刻を表し、
　検出エネルギーＥDETγ1～ＥDETγ3は当該４γイベントにおける３本の対消滅ガンマ線の検出エネルギーを表し、検出エネルギーＥDETγEは当該４γイベントにおける脱励起ガンマ線の検出エネルギーを表し、
　検出位置ＰDETγ1～ＰDETγ3は、当該４γイベントにおける３本の対消滅ガンマ線の検出位置（対消滅ガンマ線とＰＥＴ検出器１０との相互作用位置）を表す。
　ＰＥＴ検出信号ＳＧγ1～ＳＧγ3及び追加検出信号ＳＧγEに基づくデータに対し、共通のタイムスタンプを付与して記録を行うことで、検出時刻ｔDETγ1～ｔDETγ3及びｔDETγEの記録を含む４γイベントデータの記録を行い、オフラインにて同時計測の判定を行うことが可能である。
　図８に示す構成では、３γ同時計測判定部３１及び４γイベント判定部３２が別個のブロックとして設けられているが、それらを統合した１つのブロックを構成し、その１つのブロックにて上述の３γ判定処理及び４γ判定処理を行うようにしても良い。
　図９に、３γ判定処理及び４γ判定処理を含む判定処理の流れの一例を簡単に示す。当該判定処理においては、ステップＳ１１にて、追加検出信号に基づき脱励起ガンマ線が検出されたか否かが判定される。そして、追加検出信号に基づき脱励起ガンマ線が検出されたと判定された場合（ステップＳ１１のＹ）、１つのイベントが発生したと判断されて（ステップＳ１２）、ステップＳ１３に進む。ステップ１３にて、追加検出信号及びＰＥＴ検出信号に基づき脱励起ガンマ線の検出時刻から所定時間ＴWINDOW内に３本の対消滅ガンマ線が同時計測されたか否かが判定される。そして、ステップＳ１３の判定結果が“肯定”であるとき、当該イベントが４γイベントであると判定されて、当該イベントの追加検出信号及びＰＥＴ検出信号に基づき４γイベントデータが作成及び記録される。
　各イベントに対して３γ判定処理及び４γ判定処理を次々と行っていくことにより、複数の４γイベントデータが作成及び記録される。図１０に、データメモリ３３に記憶されたｎ組の４γイベントデータを示す。ｎは２以上の整数である。ｉ番目に作成された４γイベントデータのイベント番号は“ｉ”にて表される（ｉは自然数）。イベント番号ｉの４γイベントデータにおけるＰDETγ1～ＰDETγ3、ｔDETγ1～ｔDETγ3、ＥDETγ1～ＥDETγ3、ｔDETγE、ＥDETγEは、夫々、ＰDETγ1［ｉ］～ＰDETγ3［ｉ］、ｔDETγ1［ｉ］～ｔDETγ3［ｉ］、ＥDETγ1［ｉ］～ＥDETγ3［ｉ］、ｔDETγE［ｉ］、ＥDETγE［ｉ］にて表される。
　尚、脱励起ガンマ線の全エネルギー吸収が脱励起ガンマ線検出器２０にて生じた場合には、脱励起ガンマ線のエネルギーＥγEが検出エネルギーＥDETγEとして得られることになるが、実際には、脱励起ガンマ線検出器２０において、全エネルギー吸収の他に、コンプトン散乱などによる部分エネルギー吸収も生じる。脱励起ガンマ線検出器２０において、脱励起ガンマ線の部分エネルギー吸収が生じたとき、検出エネルギーＥDETγEは脱励起ガンマ線のエネルギーＥγEよりも小さくなる。この場合において、上述の第１の４γ判定条件を採用すると、４γイベントとして判定されるべきイベントが４γイベントとして判定されなくなる。一方で、各々の対消滅ガンマ線のエネルギーが５１１ｋｅＶを超えることは無いため、５１１ｋｅＶを超えるエネルギーが検出されたとき、その検出は脱励起ガンマ線に基づくものと考えられる。そこで、脱励起ガンマ線のエネルギーＥγEが５１１ｋｅＶより大きい陽電子放出核（例えば22Ｎａ）を用いる場合においては、検出エネルギーＥDETγEが５１１ｋｅＶより大きければ、第１の４γ判定条件を満たすと判断するようにしても良い（即ち、検出エネルギーＥDETγEに対応する、脱励起ガンマ線検出器２０にて検出されたガンマ線は、脱励起ガンマ線であると判断するようにしても良い）。
―――画像再構成―――
　図８を再度参照し、信号処理部３０は、画像再構成部３４を更に備える。画像再構成部３４は、複数の４γイベントデータに基づいて画像の再構成処理を行うことで対象核種の分布像を生成する。本実施形態において、対象核種は撮像対象ＴＧ中の陽電子放出核であるため、対象核種の分布像として、陽電子放出核の分布像が生成される。上述したように、陽電子放出核の分布像は、ＸＹＺ空間における陽電子放出核の三次元の分布を示す三次元分布像である。実際には、４γイベントごとに、４γイベントデータに含まれる３本の対消滅ガンマ線の検出位置ＰDETγ1～ＰDETγ3及び検出エネルギーＥDETγ1～ＥDETγ3に基づき、当該４γイベントにて陽電子を放出した陽電子放出核の位置を求め、４γイベントごとに求めた位置を、或る長さを単位として分割されたＸＹＺ空間のボクセルにヒストグラミングしていく。これにより、陽電子放出核による放射能の三次元強度分布を、陽電子放出核の分布像として得ることができる。
　図１１を参照して、陽電子放出核の分布像を生成する方法について補足する（図１１に関して非特許文献７中の図面を引用（但し一部改変））。図１１に示される円筒面は、ＰＥＴ検出器１０を構成する複数のガンマ線検出器１１の配置面を模式的に示したものである。或る注目イベントにおいて、撮像対象ＴＧ中の位置ｒに存在する陽電子放出核ＮＮから陽電子が放出されて当該陽電子が対消滅する際に３本の対消滅ガンマ線が生成され、当該３本の対消滅ガンマ線が夫々ＰＥＴ検出器１０における位置ベクトルｒ1、ｒ2、ｒ3にて検出され（検出器１０と相互作用を起こし）且つ当該３本の対消滅ガンマ線のエネルギーが夫々Ｅ1、Ｅ2、Ｅ3であったとする。このとき、対消滅時における陽電子と電子の合計運動量はゼロであるから、ｘ、ｙ、ｚ、の各運動量成分において、以下の式（１）～（３）による運動量保存の式が成り立つ。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
　式（１）～（３）において、ｃは、光速を表す定数である。３本の対消滅ガンマ線は、第１～第３の対消滅ガンマ線から成るが、ｐxi、ｐyi、ｐziは、夫々、第ｉの対消滅ガンマ線の運動量のＸ軸成分、Ｙ軸成分、Ｚ軸成分を表す。実際には対消滅の際、陽電子と電子はわずかな運動量を持っているが、ここでは、これを０とすると、３本の対消滅ガンマ線の運動量のベクトル和は０となり、各軸成分の和も０となる。
　式（１）～（３）において、ｒは対消滅が起きた位置の位置ベクトルを表し、ｘ，ｙ，ｚは、夫々、位置ｒのＸ軸成分、Ｙ軸成分、Ｚ軸成分を表し、ｒjはエネルギーＥjを有する対消滅ガンマ線の検出位置を表し、ｘj，ｙj，ｚjは、夫々、検出位置ｒjのＸ軸成分、Ｙ軸成分、Ｚ軸成分を表す（ここでｊは１、２又は３）。故に、｜ｒ－ｒj｜は、対消滅が起きた位置ｒと対消滅ガンマ線の検出位置ｒjとの距離を表し、この距離で、“ｘ－ｘj”、“ｙ－ｙj”、“ｚ－ｚj”を割った値は、３本のガンマ線の運動量方向についての単位ベクトルのＸ、Ｙ、Ｚ軸成分となる。
　また、距離｜ｒ－ｒj｜をＸ、Ｙ、Ｚ座標における対消滅位置及び検出位置で表した式は上記（４）となる。
　画像再構成部３４は、イベント番号ｉの４γイベントについて、３本の対消滅ガンマ線の検出位置ＰDETγ1［ｉ］～ＰDETγ3［ｉ］及び検出エネルギーＥDETγ1［ｉ］～ＥDETγ3［ｉ］を、夫々、位置ｒ1～ｒ3及びエネルギーＥ1～Ｅ3として用いて、式（１）～式（４）を解くことにより、位置ｒを、イベント番号ｉの４γイベントにて陽電子を放出した陽電子放出核ＮＮの位置として求める。位置ｒは、陽電子の対消滅位置を表すが、通常のＰＥＴでは、撮像対象ＴＧ中における陽電子の飛程は小さいとみなし、陽電子の対消滅位置ｒを、陽電子を放出した陽電子放出核の位置として求めることとなるため、陽電子の飛程分だけ、求められたプローブ分布と実際のプローブ分布との間にずれが生じる。しかし、本発明で求めたいのは陽電子放出核の分布ではなく、対消滅が起きた位置の周辺環境であるため、陽電子消滅位置を利用することに不都合は無く、対消滅が起きた位置の酸素濃度や分子構造等の情報を、飛程による誤差なく求めることができる。
　求められた陽電子放出核の位置を核種位置とも称し、記号ＮＰにて表す。イベント番号ｉについての核種位置ＮＰを、特にＮＰ［ｉ］にて表すこともある。４γイベントごとに核種位置ＮＰを求めることで、図１２に示す如く、核種位置ＮＰ［１］、ＮＰ［２］、ＮＰ［３］、・・・、及び、ＮＰ［ｎ］が得られる。
―――陽電子寿命導出―――
　図８を再度参照し、信号処理部３０は、陽電子寿命導出部３５を更に備える。陽電子寿命導出部３５は、４γイベントごとに、４γイベントデータに含まれる対消滅ガンマ線の検出時刻と脱励起ガンマ線の検出時刻に基づき、陽電子寿命を導出する。４γイベントごとに導出される陽電子寿命は、１つのイベントにおいて、陽電子放出核から陽電子が放出されてから当該陽電子が対消滅により消滅するまでの時間を表す。
　４γイベントごとに導出される陽電子寿命を、記号ＬＴにて表す。イベント番号ｉについての陽電子寿命ＬＴを、特にＬＴ［ｉ］にて表すこともある。４γイベントごとに陽電子寿命ＬＴを求めることで、図１２に示す如く、陽電子寿命ＬＴ［１］、ＬＴ［２］、ＬＴ［３］、・・・、及び、ＬＴ［ｎ］が得られる。
　イベント番号ｉについて、脱励起ガンマ線の検出時刻ｔDETγE［ｉ］から見た、３本の対消滅ガンマ線の検出時刻までの時間差が、陽電子寿命ＬＴ［ｉ］として求められる。この時間差の導出に用いられる３本の対消滅ガンマ線の検出時刻として、検出時刻ｔDETγ1［ｉ］～ｔDETγ3［ｉ］の平均時刻、又は検出時刻ｔDETγ1［ｉ］～ｔDETγ3［ｉ］の何れか１つを用いても良い。
　図１３において、斜線領域で表された像２００は、撮像対象ＴＧ内における実際の陽電子放出核の分布を示しており、像２１０は、画像再構成部３４により生成された当該陽電子放出核の分布像を示している。イベント番号１～ｎについて求められた核種位置ＮＰ［１］～ＮＰ［ｎ］をＸＹＺ空間上のボクセルにヒストグラミングすることにより、撮像対象ＴＧ内における陽電子放出核の分布像２１０が生成される。図１３において、像２００及び２１０は二次元像として図示されているが、それらは実際には三次元像である（撮像対象ＴＧ内における実際の陽電子放出核の分布及び陽電子放出核の分布像を示す、後述の他の図面においても同様）。
　撮像対象ＴＧ中の或る陽電子放出核ＮＮの放射性崩壊に基づきイベント番号ｉの４γイベントが発生すると、陽電子の対消滅が起きた位置に相当する分布像２１０中の位置ＮＰ［ｉ］に、陽電子放出核ＮＮの存在を示すボクセル値が加算される一方で、位置ＮＰ［ｉ］に存在していた陽電子放出核ＮＮからの陽電子の寿命がＬＴ［ｉ］として求められる。陽電子放出核ＮＮ以外の陽電子放出核による、他の４γイベントについても同様である。
　このように、信号処理部３０は、ＰＥＴ検出信号及び追加検出信号に基づいて複数の４γイベントにおける複数の４γイベントデータを生成し、複数の４γイベントデータに基づいて、撮像対象ＴＧにおける陽電子放出核の分布状態を三次元で導出すると共に、導出した各分布位置に対応付けて陽電子寿命を決定することができる。
　より具体的には、信号処理部３０は、脱励起ガンマ線の検出時刻（ｔDETγE）から所定時間ＴWINDOW内に３本の対消滅ガンマ線が同時計測された４γイベントごとに、ＰＥＴ検出器１０による３本の対消滅ガンマ線の検出エネルギー（ＥDETγ1～ＥDETγ3）及び検出位置（ＰDETγ1～ＰDETγ3）に基づき当該４γイベントにおける陽電子消滅位置を当該４γイベントにて陽電子を放出した陽電子放出核の位置（ＮＰ）として導出すると共に、脱励起ガンマ線の検出時刻（ｔDETγE）から３本の対消滅ガンマ線が同時計測される検出時刻（ｔDETγ1～ｔDETγ3の平均等）までの時間差を当該４γイベントにおける陽電子寿命（ＬＴ）として決定する。
　そして、信号処理部３０は、複数の４γイベントについて推定した陽電子放出核の位置（ＮＰ［１］～ＮＰ［ｎ］）及び導出した陽電子寿命（ＬＴ［１］～ＬＴ［ｎ］）に基づき、陽電子放出核の三次元分布像を生成できると共に、三次元分布像中の各位置における陽電子の寿命情報を個別に導出することができる。陽電子の寿命情報とは、陽電子の寿命を表す指標であり、例えば陽電子の半減期である。陽電子の半減期の導出例に関しては後述する。
　上述したＰＥＴ装置１の構成及び動作等を、便宜上、基本実施例と称する。以下、複数の実施例の中で、ＰＥＴ装置１の応用例、変形例などを説明する。特に記述無き限り且つ矛盾無き限り、基本実施例に記載の事項が後述の各実施例に適用され、各実施例において基本実施例と矛盾する事項については、各実施例での記載が優先される。また矛盾無き限り、以下に述べる複数の実施例の内、任意の実施例に記載した事項を、他の任意の実施例に適用することもできる（即ち複数の実施例の内の任意の２以上の実施例を組み合わせることも可能である）。
＜＜第１実施例＞＞
　第１実施例を説明する。図１４において、線２３０は、イベント番号１～ｎについて求めた陽電子寿命ＬＴ［１］～ＬＴ［ｎ］をヒストグラミングして得られる陽電子寿命タイムスペクトルを表す。陽電子寿命タイムスペクトル２３０は、イベント番号１～ｎについて求めた陽電子寿命ＬＴ［１］～ＬＴ［ｎ］について、横軸に時間をとり、縦軸に度数をとったヒストグラムである。
　陽電子寿命導出部３５は、陽電子寿命タイムスペクトル２３０を生成すると共に、陽電子寿命タイムスペクトル２３０の傾きから、撮像対象ＴＧ中の陽電子放出核の存在領域における平均的な陽電子の半減期を求めることができる。陽電子寿命タイムスペクトル２３０を含む陽電子寿命タイムスペクトル（ヒストグラム）において、陽電子寿命タイムスペクトルの傾きは陽電子の半減期に依存する。陽電子寿命タイムスペクトルの傾きが大きいほど陽電子の半減期は短い。尚、陽電子寿命タイムスペクトルの傾きから陽電子の半減期を求める方法自体は、陽電子消滅寿命法（ＰＡＬＳ；Positron Annihilation Lifetime Spectroscopy）にて公知である（上記非特許文献２及び３参照）。
　尚、実際の陽電子寿命タイムスペクトルは、指数関数的グラフになり、半減期成分が単一の場合は片対数グラフにおいて直線となり、半減期成分が複数ある場合は曲線になるが、図１４では、簡単化のため、陽電子寿命タイムスペクトルを線分にて表現している。陽電子寿命タイムスペクトルを図示した後述の他の図面においても同様である。また、位置ごとの陽電子寿命タイムスペクトルを作成するのとは逆に、全イベントについての陽電子寿命タイムスペクトルを作成し、このタイムスペクトルについて時間範囲を分割し、各時間範囲における対消滅発生位置の分布画像を得る方法もある。
＜＜第２実施例＞＞
　第２実施例を説明する。図１５を参照する。説明の具体化のため、ここでは、撮像対象ＴＧ内の互いに分離した領域２０１及び２０２の夫々に陽電子放出核が分布しているものとする。そうすると、陽電子放出核の分布像２１０において、領域２１１には領域２０１に対応する分布像が現れ、領域２１２には領域２０２に対応する分布像が現れる。
　陽電子寿命導出部３５は、撮像対象ＴＧ中の任意の領域における陽電子寿命タイムスペクトル及び陽電子の半減期を求めることができる（但し、当該領域中の陽電子放出核の放射性崩壊に基づき複数の４γイベントが発生しているものとする）。領域２０１中の陽電子放出核の放射性崩壊に基づく４γイベントデータから、領域２０１又は２１１についての陽電子寿命タイムスペクトル２３１及び陽電子の半減期を求めることができ、領域２０２中の陽電子放出核の放射性崩壊に基づく４γイベントデータから、領域２０２又は２１２についての陽電子寿命タイムスペクトル２３２及び陽電子の半減期を求めることができる。
　説明の具体化のため、イベント番号１～ｎ／２の４γイベントは領域２０１中の陽電子放出核の放射性崩壊に基づくイベントであって、且つ、イベント番号（ｎ／２＋１）～ｎの４γイベントは領域２０２中の陽電子放出核の崩壊に基づくイベントであったとする。そうすると、陽電子寿命タイムスペクトル２３１は、イベント番号１～ｎ／２について求めた陽電子寿命ＬＴ［１］～ＬＴ［ｎ／２］をヒストグラミングして得られるタイムスペクトルである（陽電子寿命ＬＴ［１］～ＬＴ［ｎ／２］について、横軸に時間をとり、縦軸に度数をとったヒストグラムである）。陽電子寿命タイムスペクトル２３２は、イベント番号（ｎ／２＋１）～ｎについて求めた陽電子寿命ＬＴ［ｎ／２＋１］～ＬＴ［ｎ］をヒストグラミングして得られるタイムスペクトルである（陽電子寿命ＬＴ［ｎ／２＋１］～ＬＴ［ｎ］について、横軸に時間をとり、縦軸に度数をとったヒストグラムである）。
　陽電子寿命タイムスペクトル２３１の傾きに基づき、領域２０１内の陽電子の半減期を求めることができ、陽電子寿命タイムスペクトル２３２の傾きに基づき、領域２０２内の陽電子の半減期を求めることができる。つまり、分布像２１０中の、領域２１１の位置における陽電子の寿命情報と領域２１２の位置における陽電子の寿命情報を個別に導出することができる。陽電子の寿命情報は、陽電子の寿命を表す指標であり、ここでは陽電子の半減期である。
　ここでは、領域２１１及び２１２に属するボクセル数が、各々に１つ以上であることを想定している。このため例えば、領域２１１が第１～第１００ボクセルから成る場合、実空間における撮像対象ＴＧ中の領域２０１は、分布像２１０中では第１～第１００ボクセルにて構成されることになる。但し、領域２１１に属するボクセル数は１つであっても構わない。領域２１２についても同様である。
　また、２つの領域にのみ注目し、２つの領域における陽電子の寿命情報（ここでは半減期）を個別に導出する例について述べたが、３以上の領域における陽電子の寿命情報（ここでは半減期）を個別に導出するようにしても良い。また、位置ごとの陽電子寿命タイムスペクトルを作成するのとは逆に、全イベントについての陽電子寿命タイムスペクトルを作成し、このタイムスペクトルについて時間範囲を分割し、各時間範囲における対消滅発生位置の分布画像を得る方法もある。
　信号処理部３０において、分布像２１０中の各位置における陽電子の寿命情報（ここでは半減期）を求めて、分布像２１０中の各位置におけるボクセル値を、対応する位置の陽電子の寿命情報に置き換えれば、陽電子の寿命情報を三次元画像化した陽電子寿命像（三次元陽電子寿命画像）２５０が得られる（図１５参照）。陽電子寿命像２５０は、撮像対象ＴＧ中の陽電子放出核の分布及び撮像対象ＴＧ中の陽電子放出核の各分布位置における陽電子の寿命情報（より詳細には、撮像対象ＴＧ中で陽電子放射核が存在している領域内の各位置における陽電子の寿命情報）を三次元で示す像となる。
　尚、本発明において、陽電子の寿命情報は、陽電子の寿命を表す指標であれば、半減期でなくても構わない。例えば、上記具体例においては、陽電子寿命ＬＴ［１］～ＬＴ［ｎ／２］の平均寿命（自然対数により表した寿命）を領域２０１、２１１及び領域２０２、２１２における陽電子の寿命情報として求めるようにしても良い。
＜＜第３実施例＞＞
　第３実施例を説明する。幾つかの研究により、液体中での陽電子の寿命は液体中の酸素濃度に依存し、その陽電子の寿命は液体中の酸素濃度が高まるほど短くなるという知見が得られている（上記非特許文献４参照）。この知見を利用し、例えば、以下のような応用例が考えられる。
　生体の血液に集積する薬剤（血流に乗る薬剤）をＢタイプの陽電子放出核によって標識することで、陽電子放出核プローブを生成し、陽電子放出核プローブが投与された生体を撮像対象ＴＧとする。そうすると、４γイベントデータの群から生体の各位置における陽電子の寿命情報を求めることができ、生体の各位置における陽電子の寿命情報から生体の各位置における血中酸素濃度を推定することができる。つまり、生体内の血中酸素濃度を非侵襲にて三次元画像化することが可能となる。赤外光の吸収を利用して体表付近の血中酸素濃度を測定する手法は存在するが、生体深部の血中酸素濃度を非侵襲にてダイレクトに可視化する技術は、従来に無く、極めて有益である。
　例えば、撮像対象ＴＧとしての生体の脳内の血中酸素濃度を三次元画像化すれば、脳機能の詳細な診断を非侵襲で行うことが可能となる。より具体的には例えば、脳内の第１部位における血中酸素濃度は通常であるが、脳内の第２部位における血中酸素濃度が異常に低いことが分かれば、脳内の第２部位に病変がある可能性を特定できる。
　また例えば、撮像対象ＴＧとしての生体の心臓における血中酸素濃度を三次元画像化すれば、心臓の診断（心疾患の有無診断）を非侵襲で詳細に行うことが可能となる。現状、心臓における血中酸素濃度を測定する検査として、血管の中にカテーテルを挿入する心臓カテーテル検査があるが、ＰＥＴ装置１によれば、心臓カテーテル検査よりも生体に対して遥かに少ない負担で心疾患の有無診断を行うことが可能となる。
　また例えば、嫌気性菌感染症の診断にＰＥＴ装置１を利用することも考えられる。生体内の或る部位において嫌気性菌が多く存在すればするほど当該部位の血中酸素濃度は低くなると考えられるため、生体内の血中酸素濃度の三次元画像化は、嫌気性菌感染症の診断や治療に有益な情報をもたらすと考えられる。
＜＜第４実施例＞＞
　第４実施例を説明する。ＰＡＬＳでは、陽電子の寿命測定を介して物質の構造を解析することが可能である。例えば、固体中における空孔の存在などにより、陽電子の寿命が大きく変わることが分かっており、材料工学分野における半導体材料等の解析にＰＡＬＳが用いられる（上記非特許文献２及び３参照）。この手法を生体に応用してＰＥＴ装置１を用いれば、生体内の構造に応じた情報を非侵襲で得ることが可能となる。例えば、以下のような応用例が考えられる。
　生体の癌細胞に集積する薬剤をＢタイプの陽電子放出核によって標識することで、陽電子放出核プローブを生成し、陽電子放出核プローブが投与された生体を撮像対象ＴＧとする。そうすると、４γイベントデータの群から生体の癌細胞における陽電子の寿命情報を求めることができ、その寿命情報から癌細胞の物理的構造を推定することで病変の進行状態を診断するなど、病理学的な情報を得ることもできる。また、前述の酸素濃度の変化による陽電子寿命の変化の他にも、酸素以外の気体濃度や、水素イオン濃度を始めとするイオン濃度、温度など様々なパラメータにより変化することが考えられる。そのため本発明は、これらのパラメータを計測することによる様々な応用が考えられる。
＜＜第５実施例＞＞
　第５実施例を説明する。上述の基本実施例においては、既存のＰＥＴ装置にも備えられるＰＥＴ検出器１０に対し脱励起ガンマ線を検出するための脱励起ガンマ線検出器２０を別途に設けているが（図６参照）、ＰＥＴ検出器１０に脱励起ガンマ線検出器２０の機能を兼用させても良い。即ち、ＰＥＴ検出器１０を構成するガンマ線検出器１１の群の少なくとも一部に脱励起ガンマ線検出器２０の機能を担わせ（換言すれば、脱励起ガンマ線検出器２０を、ガンマ線検出器１１の群の少なくとも一部を用いて構成し）、ＰＥＴ検出器１０において、上述してきたＰＥＴ検出器１０の動作及び脱励起ガンマ線検出器２０の動作の双方を実現するようしても良い。これにより、既存のＰＥＴ装置において本発明を利用することも可能となる。
＜＜第６実施例＞＞
　第６実施例を説明する。ＰＥＴ装置１に利用可能であって撮像対象ＴＧに含めることのできるＢタイプの陽電子放出核として、14Ｏ、22Ｎａ、34mＣｌ、38Ｋ、44Ｓｃ、48Ｖ、52Ｍｎ、52mＭｎ、52Ｆｅ、60Ｃｕ、72Ａｓ、76Ｂｒ、82mＲｂ、94mＴｃ、104mＡｇ、110mＩｎ、及び、124Ｉ、が挙げられる。但し、ここで挙げた核種は、脱励起ガンマ線の放出率が９割前後と高い代表的なものであり、放出率がこれらよりも低い他の核種についても利用可能である。
　Ｂタイプの陽電子放出核において陽電子が放出されてから脱励起ガンマ線が放出されるまでには時間差が存在するが、娘核の励起状態が特別に長い半減期を持たない限りは、その時間はフェムト秒からピコ秒のオーダーであり、一般的な放射線検出器の時間分解能よりも短い。
　ＰＥＴ装置１では、脱励起ガンマ線の検出時刻を陽電子の放出時刻として捉えた上で、オルソポジトロニウムの寿命としての陽電子寿命を求めるため、その寿命に対し、娘核の励起状態から基底状態への半減期は十分に小さくあるべきである。物質中のオルソポジトロニウムの半減期は数ナノ～数１０ナノ秒程度であるので、娘核の励起状態から基底状態への半減期として、フェムト秒からピコ秒のオーダーの時間を持つ陽電子放出核であれば、問題なく、ＰＥＴ装置１に利用できる。Ｂタイプの放射性崩壊を行う核種によっては、励起状態の寿命として非常に長い寿命を持つもの（核異性体又はアイソマーと呼ばれる）もあり、そのような核種はＰＥＴ装置１に適さない。
　また、陽電子放出核において、ベータ崩壊が起きた際には必ず陽電子が放出されるわけではなく、陽電子放出は電子捕獲（原子核の周りを回る電子を陽子が吸収して中性子に変わる現象）との競合過程となる。即ち、陽電子放出及び電子捕獲の２つの過程が競合して、どちらか一方の過程のみが起こる。陽電子放出が起こる確率及び電子捕獲が起こる確率は、核種によって決まっているが、前者の確率がなるべく高いものを、ＰＥＴ装置１に利用することが好ましい。
＜＜第７実施例＞＞
　第７実施例を説明する。信号処理部３０において、以下のような処理を行うようにしても良い。
　ＰＥＴ検出器１０にて３本のガンマ線が検出されたことを示すＰＥＴ検出信号が入力されたとき、上述の基本実施例における３γ判定処理では、３本の対消滅ガンマ線が同時計測されたか否か判定するが、第７実施例における３γ判定処理では、３本の対消滅ガンマ線でありうる３本のガンマ線が同時計測されたか否か判定する。つまり、第７実施例に係るγ同時計測判定部３１は、ＰＥＴ検出器１０にて３本のガンマ線が検出されたことを示すＰＥＴ検出信号が入力されたとき、当該ＰＥＴ検出信号が３本のガンマ線の同時計測を示しているか否かを判定する３γ判定処理を行う。
　具体的には（図８参照）、ＰＥＴ検出器１０における互いに異なる３つの位置にて計３本のガンマ線が検出されたことを示す３つのＰＥＴ検出信号ＳＧγ1、ＳＧγ2及びＳＧγ3が信号処理部３０に入力されたとき、３γ同時計測判定部３１は、ＰＥＴ検出信号ＳＧγ1、ＳＧγ2及びＳＧγ3の入力タイミングから当該３本のガンマ線の検出時刻ｔDETγ1、ｔDETγ2及びｔDETγ3を特定すると共に、ＰＥＴ検出信号ＳＧγ1、ＳＧγ2及びＳＧγ3に含まれるエネルギー情報から当該３本のガンマ線の検出エネルギーＥDETγ1、ＥDETγ2及びＥDETγ3を特定する。
　同時計測された３本のガンマ線が対消滅ガンマ線である場合、それらの各々のガンマ線のエネルギーが５１１ｋｅＶを越えることはない。そのため、検出時刻ｔDETγ1～ｔDETγ3が同時であって、且つ、検出エネルギーＥDETγ1～ＥDETγ3の夫々が５１１ｋｅＶ以下である場合、３γ判定処理において、３γ同時計測判定部３１は、３本の対消滅ガンマ線でありうる３本のガンマ線が同時計測されたと判定し、そうでない場合、そのような判定を行わない。ここにおける同時が、所定の時間幅を有する概念であることは上述した通りである。
　また、検出エネルギーが５１１ｋｅＶ以下であることを示すエネルギー情報を有するＰＥＴ検出信号のみが３γ同時計測判定部３１に入力されるように、ＰＥＴ検出器１０又は信号処理部３０を構成しておいても良い。この場合、３つのＰＥＴ検出信号ＳＧγ1、ＳＧγ2及びＳＧγ3が３γ同時計測判定部３１に入力されたとき、３γ同時計測判定部３１は、単に、検出時刻ｔDETγ1～ｔDETγ3が同時であるか否かのみを判断し、検出エネルギーＥDETγ1～ＥDETγ3に依らず、検出時刻ｔDETγ1～ｔDETγ3が同時である場合には、３本の対消滅ガンマ線でありうる３本のガンマ線が同時計測されたと判定する。
　３γ同時計測判定部３１は、ＰＥＴ検出信号ＳＧγ1～ＳＧγ3の入力に基づき、３本の対消滅ガンマ線でありうる３本のガンマ線が同時計測されたと判定した場合、その３本のガンマ線を３本の候補ガンマ線と捉えて、ＰＥＴ検出信号ＳＧγ1～ＳＧγ3を参照しつつ、３本の候補ガンマ線の検出位置ＰDETγ1～ＰDETγ3、検出エネルギーＥDETγ1～ＥDETγ3及び検出時刻ｔDETγ1～ｔDETγ3を含む３γイベントデータをデータメモリ３３に記録する。
　一方で、信号処理部３０に設けておくことのできる脱励起ガンマ線用判定部（不図示）は、脱励起ガンマ線検出器２０にてガンマ線が検出されたことを示す追加検出信号ＳＧγEが入力されたとき、追加検出信号ＳＧγEの入力タイミングから当該ガンマ線の検出時刻ｔDETγEを特定すると共に、追加検出信号ＳＧγEに含まれるエネルギー情報から当該ガンマ線の検出エネルギーＥDETγEを特定する。そして、脱励起ガンマ線用判定部は、検出エネルギーＥDETγEが上述した第１の４γ判定条件を満たしているかのみを判断し、検出エネルギーＥDETγEが第１の４γ判定条件を満たしている場合、対消滅ガンマ線が検出されたと判断して、追加検出信号ＳＧγEを参照しつつ、対消滅ガンマ線の検出エネルギーＥDETγE及び検出時刻ｔDETγEを含む１γイベントデータをデータメモリ３３に記録する。尚、すでに判定に用いられた検出エネルギーＥDETγEは１γイベントデータに含められていなくても良い。
　ＰＥＴ検出信号ＳＧγ1～ＳＧγ3及び追加検出信号ｔDETγEに基づくデータに対し、共通のタイムスタンプを付加して記録を行うことで、検出時刻ｔDETγ1～ｔDETγ3及びｔDETγEの記録を含む、ＰＥＴ検出器１０の３γイベントデータ及び脱励起ガンマ線検出器２０の１γイベントデータの記録が可能である。このような記録動作を所定の撮像時間中に繰り返し行うことで、複数のイベントデータがデータメモリ３３に記録されることになる。
　その後、オフライン解析において、信号処理部３０は、データメモリ３３に記録されたデータの中から、４γイベントを構成する４γイベントデータを抽出してデータメモリ３３に記録する。
　例えば、データメモリ３３に記録された特定の３γイベントデータである３γイベントデータＤＴ3及び特定の１γイベントデータである１γイベントデータＤＴ1に注目すると、信号処理部３０は、以下の第１及び第２条件が満たされるかを判断する。
　第１条件は、３γイベントデータＤＴ3に含まれる検出エネルギーＥDETγ1～ＥDETγ3の合計が１０２２ｋｅＶに一致するという条件である。ここにおける一致が、ＰＥＴ検出器１０のエネルギー分解能を考慮した所定の幅を有する概念であることは上述した通りである。第１条件を満たすことにより、３γイベントデータＤＴ3に対応する３本のガンマ線は３本の対消滅ガンマ線であると判断される。第１条件が満たされない場合、第２条件の成否を判断する必要は無いので、３γイベントデータＤＴ3に対応する３本のガンマ線が３本の対消滅ガンマ線であることを前提として、以下の第２条件を記述する。
　第２条件は、３γイベントデータＤＴ3に含まれる検出時刻ｔDETγ1～ｔDETγ3の平均時刻又は検出時刻ｔDETγ1～ｔDETγ3の何れか１つを３本の対消滅ガンマ線の検出時刻とし、１γイベントデータＤＴ1に含まれる検出時刻ｔDETγEを脱励起ガンマ線の検出時刻として捉えた上で、脱励起ガンマ線の検出時刻と３本の対消滅ガンマ線の検出時刻との時間差が所定時間ＴWINDOW内であるという条件である。
　信号処理部３０（例えば４γイベント判定部３２）は、３γイベントデータＤＴ3及び１γイベントデータＤＴ1について、第１条件及び第２条件の双方が満たされる場合に限り、３γイベントデータＤＴ3に対応する３本のガンマ線の検出イベント及び１γイベントデータＤＴ1に対応する１本のガンマ線の検出イベントは４γイベントを構成すると判断し、３γイベントデータＤＴ3と１γイベントデータＤＴ1を組み合わせたものを４γイベントデータとしてデータメモリ３３に記録する。
　このような処理を、データメモリ３３に記録された３γイベントデータ及び１γイベントデータの全ての組み合わせについて行っていくことで、複数の４γイベントデータがデータメモリ３３に記録される。但し、或る４γイベントデータの構成に利用された３γイベントデータは、他の４γイベントデータの構成に利用されない。１γイベントデータについても同様である。４γイベントデータが記録された後の動作は、上述した通りである。
　また、検出エネルギーが５１１ｋｅＶ以下であることを示すエネルギー情報を有するＰＥＴ検出信号が信号処理部３０に入力されるごとに、当該ＰＥＴ検出信号に含まれる位置情報及びエネルギー情報を上記タイムスタンプを付加した上でデータメモリ３３に記録させると共に、第１の４γ判定条件を満たす追加検出信号が信号処理部３０に入力されるごとに、当該追加検出信号に含まれるエネルギー情報を上記タイムスタンプを付加した上でデータメモリ３３に記録させるようにしても良い。このような記録動作は所定の撮像時間中に繰り返し行われる。その後、任意のタイミングにおいて、信号処理部３０は、データメモリ３３の記録内容の中から、４γイベントを構成するデータを抽出し、抽出したデータによる４γイベントデータに基づき、陽電子放出核の分布像の生成及び陽電子の寿命情報の導出を含む、上述の各種処理を行うようにしても良い。
　何れにせよ、基本実施例で示した４γイベントデータが最終的に得られる限り、検出ガンマ線が対消滅ガンマ線であるかの判定や、同時計測の判定等は、どの段階で行われても良い。
＜＜第８実施例＞＞
　第８実施例を説明する。脱励起ガンマ線のエネルギーが互いに異なる２種類以上のＢタイプ核種（Ｂタイプの陽電子放出核）を撮像対象ＴＧに含めるようにしても良い。この場合、追加検出信号に含まれるエネルギー情報を参照することで、脱励起ガンマ線検出器２０にて検出されたガンマ線が、上記２種類以上のＢタイプ核種中の、何れのＢタイプ核種から放出されたものであるのかを同定可能である。その同定結果をも用いれば、三次元分布像及び陽電子の寿命情報等を、Ｂタイプ核種の種類ごとに導出することが可能となる。
＜＜第９実施例＞＞
　第９実施例を説明する。信号処理部３０にて行われる各種処理は、基本的にハードウェアとソフトウェアの組み合わせにて実現されるが、信号処理部３０にて実現される機能の一部は、ハードウェアで実現される場合もあるし、ソフトウェアで実現される場合もある。特定の機能をソフトウェアにて実現する場合、その特定の機能をプログラムとして記述しておき、該プログラムをプログラム実行装置（例えば、信号処理部３０を構成するマイクロコンピュータ）上で実行することによって、その特定の機能を実現するようにしてもよい。上記プログラムは任意の記録媒体に記憶及び固定されうる。上記プログラムを記憶及び固定する記録媒体は信号処理部３０と異なる機器（サーバ機器等）に搭載又は接続されても良い。
＜＜発明の考察＞＞
　本発明について考察する。
　本発明の一側面に係るＰＥＴ装置Ｗ1は（特に例えば図６、図８、図１０、図１２参照）、陽電子寿命測定機能付きＰＥＴ装置であって、ベータ崩壊によって娘核の励起状態となり、当該ベータ崩壊による陽電子放出に続けて娘核の基底状態に遷移する際に脱励起ガンマ線を放出する核種を含んだ撮像対象（ＴＧ）から、陽電子と電子の対消滅による３本の対消滅ガンマ線を受けることで前記３本の対消滅ガンマ線を検出する第１ガンマ線検出器（１０）と、前記脱励起ガンマ線を検出する第２ガンマ線検出器（２０）と、前記第１ガンマ線検出器による各対消滅ガンマ線の検出エネルギー（ＥDETγ1～ＥDETγ3）及び検出位置（ＰDETγ1～ＰDETγ3）、並びに、前記第１ガンマ線検出器による前記対消滅ガンマ線の検出時刻（ｔDETγ1～ｔDETγ3）及び前記第２ガンマ線検出器による前記脱励起ガンマ線の検出時刻（ｔDETγE）に基づいて、前記撮像対象における前記核種の分布状態を三次元で導出するとともに、導出した分布位置に対応付けて前記陽電子の寿命情報を決定する処理部（３０）と、を備えたことを特徴とする。
　これにより、核種の分布状態と共に核種の各分布位置における陽電子の寿命情報を得ることができるため、撮像対象内の各位置の特性（酸素濃度や分子構造等）を非侵襲で知ることが可能となると期待される。これは、ライフサイエンス分野等に新たな解析手法（脳機能や心疾患の診断等に資する）をもたらすと考えられる。
　具体的には例えば、ＰＥＴ装置Ｗ1において、前記処理部は、各対消滅ガンマ線の検出エネルギー及び検出位置、並びに、前記対消滅ガンマ線の検出時刻及び前記脱励起ガンマ線の検出時刻に基づいて、前記撮像対象における前記核種の三次元分布像（例えば分布像２１０）を生成するとともに、前記三次元分布像中の複数の位置における前記陽電子の寿命情報（例えば半減期）を個別に導出すると良い。
　より具体的には例えば、ＰＥＴ装置Ｗ1において、前記処理部は、前記脱励起ガンマ線の検出時刻から所定時間内に前記３本の対消滅ガンマ線が同時計測されたイベント（４γイベント）ごとに、各対消滅ガンマ線の検出エネルギー及び検出位置に基づき当該イベントにおける陽電子消滅位置（図１２の例においてＮＰ［ｉ］）を推定するとともに、前記脱励起ガンマ線の検出時刻から前記３本の対消滅ガンマ線が同時計測された検出時刻までの時間差を当該イベントにおける陽電子の寿命（図１２の例においてＬＴ［ｉ］）として導出し、複数のイベントについて推定した位置（図１２の例においてＮＰ［１］～ＮＰ［ｎ］）及び導出した陽電子の寿命（図１２の例においてＬＴ［１］～ＬＴ［ｎ］）に基づき、前記三次元分布像を生成するとともに、前記三次元分布像中の複数の位置における前記陽電子の寿命情報を個別に導出すると良い。
　或いは例えば、ＰＥＴ装置Ｗ1において、前記処理部は、各対消滅ガンマ線の検出エネルギー及び検出位置、並びに、前記対消滅ガンマ線の検出時刻及び前記脱励起ガンマ線の検出時刻に基づいて、前記撮像対象中の前記核種の分布及び前記撮像対象中の前記核種の各分布位置における陽電子の寿命情報を三次元で示す陽電子寿命像（例えば陽電子寿命像２５０）を生成しても良い。
　より具体的には例えば、ＰＥＴ装置Ｗ1において、前記処理部は、前記脱励起ガンマ線の検出時刻から所定時間内に前記３本の対消滅ガンマ線が同時計測されたイベント（４γイベント）ごとに、各対消滅ガンマ線の検出エネルギー及び検出位置に基づき当該イベントにおける陽電子消滅位置（図１２の例においてＮＰ［ｉ］）を推定するとともに、前記脱励起ガンマ線の検出時刻から前記３本の対消滅ガンマ線が同時計測された検出時刻までの時間差を当該イベントにおける陽電子の寿命（図１２の例においてＬＴ［ｉ］）として導出し、複数のイベントについて推定した位置（図１２の例においてＮＰ［１］～ＮＰ［ｎ］）及び導出した陽電子の寿命（図１２の例においてＬＴ［１］～ＬＴ［ｎ］）に基づき、前記陽電子寿命像を生成しても良い。
　また例えば、ＰＥＴ装置Ｗ1において、前記第２ガンマ線検出器は、前記第１ガンマ線検出器とは別に設けられたガンマ線検出器にて構成されていて良い。
　或いは例えば、ＰＥＴ装置Ｗ1において、前記第２ガンマ線検出器は、前記第１ガンマ線検出器を形成するガンマ線検出器の群の少なくとも一部を用いて構成されていても良い。
　本発明の一側面に係る、ＰＥＴ装置における陽電子寿命測定方法Ｗ2は、ベータ崩壊によって娘核の励起状態となり、当該ベータ崩壊による陽電子放出に続けて娘核の基底状態に遷移する際に脱励起ガンマ線を放出する核種を含んだ撮像対象（ＴＧ）から、陽電子と電子の対消滅による３本の対消滅ガンマ線を受けることで前記３本の対消滅ガンマ線を検出する第１ガンマ線検出器（１０）と、前記脱励起ガンマ線を検出する第２ガンマ線検出器（２０）と、を備えたＰＥＴ装置（１）にて用いられる方法であって、前記第１ガンマ線検出器による各対消滅ガンマ線の検出エネルギー（ＥDETγ1～ＥDETγ3）及び検出位置（ＰDETγ1～ＰDETγ3）、並びに、前記第１ガンマ線検出器による前記対消滅ガンマ線の検出時刻（ｔDETγ1～ｔDETγ3）及び前記第２ガンマ線検出器による前記脱励起ガンマ線の検出時刻（ｔDETγE）に基づいて、前記撮像対象における前記核種の分布状態を三次元で導出するとともに、導出した分布位置に対応付けて前記陽電子の寿命情報を決定することを特徴とする。
　尚、本発明の実施形態は、特許請求の範囲に示された技術的思想の範囲内において、適宜、種々の変更が可能である。以上の実施形態は、あくまでも、本発明の実施形態の例であって、本発明ないし各構成要件の用語の意義は、以上の実施形態に記載されたものに制限されるものではない。上述の説明文中に示した具体的な数値は、単なる例示であって、当然の如く、それらを様々な数値に変更することができる。
　　１　ＰＥＴ装置
　１０　ＰＥＴ検出器
　１１　ガンマ線検出器
　２０　脱励起ガンマ線検出器
　２１　ガンマ線検出器
　３０　信号処理部

Claims (8)

  1. 　ベータ崩壊によって娘核の励起状態となり、当該ベータ崩壊による陽電子放出に続けて娘核の基底状態に遷移する際に脱励起ガンマ線を放出する核種を含んだ撮像対象から、陽電子と電子の対消滅による３本の対消滅ガンマ線を受けることで前記３本の対消滅ガンマ線を検出する第１ガンマ線検出器と、
    　前記脱励起ガンマ線を検出する第２ガンマ線検出器と、
    　前記第１ガンマ線検出器による各対消滅ガンマ線の検出エネルギー及び検出位置、並びに、前記第１ガンマ線検出器による前記対消滅ガンマ線の検出時刻及び前記第２ガンマ線検出器による前記脱励起ガンマ線の検出時刻に基づいて、前記撮像対象における前記核種の分布状態を三次元で導出するとともに、導出した分布位置に対応付けて前記陽電子の寿命情報を決定する処理部と、を備えた
    ことを特徴とする陽電子寿命測定機能付きＰＥＴ装置。
  2. 　前記処理部は、各対消滅ガンマ線の検出エネルギー及び検出位置、並びに、前記対消滅ガンマ線の検出時刻及び前記脱励起ガンマ線の検出時刻に基づいて、前記撮像対象における前記核種の三次元分布像を生成するとともに、前記三次元分布像中の複数の位置における前記陽電子の寿命情報を個別に導出する
    ことを特徴とする請求項１に記載の陽電子寿命測定機能付きＰＥＴ装置。
  3. 　前記処理部は、
    　前記脱励起ガンマ線の検出時刻から所定時間内に前記３本の対消滅ガンマ線が同時計測されたイベントごとに、各対消滅ガンマ線の検出エネルギー及び検出位置に基づき当該イベントにおける陽電子消滅位置を推定するとともに、前記脱励起ガンマ線の検出時刻から前記３本の対消滅ガンマ線が同時計測された検出時刻までの時間差を当該イベントにおける陽電子の寿命として導出し、
    　複数のイベントについて推定した位置及び導出した陽電子の寿命に基づき、前記三次元分布像を生成するとともに、前記三次元分布像中の複数の位置における前記陽電子の寿命情報を個別に導出する
    ことを特徴とする請求項２に記載の陽電子寿命測定機能付きＰＥＴ装置。
  4. 　前記処理部は、各対消滅ガンマ線の検出エネルギー及び検出位置、並びに、前記対消滅ガンマ線の検出時刻及び前記脱励起ガンマ線の検出時刻に基づいて、前記撮像対象中の前記核種の分布及び前記撮像対象中の前記核種の各分布位置における陽電子の寿命情報を三次元で示す陽電子寿命像を生成する
    ことを特徴とする請求項１に記載の陽電子寿命測定機能付きＰＥＴ装置。
  5. 　前記処理部は、
    　前記脱励起ガンマ線の検出時刻から所定時間内に前記３本の対消滅ガンマ線が同時計測されたイベントごとに、各対消滅ガンマ線の検出エネルギー及び検出位置に基づき当該イベントにおける陽電子消滅位置を推定するとともに、前記脱励起ガンマ線の検出時刻から前記３本の対消滅ガンマ線が同時計測された検出時刻までの時間差を当該イベントにおける陽電子の寿命として導出し、
    　複数のイベントについて推定した位置及び導出した陽電子の寿命に基づき、前記陽電子寿命像を生成する
    ことを特徴とする請求項４に記載の陽電子寿命測定機能付きＰＥＴ装置。
  6. 　前記第２ガンマ線検出器は、前記第１ガンマ線検出器とは別に設けられたガンマ線検出器にて構成される
    ことを特徴とする請求項１～５の何れかに記載の陽電子寿命測定機能付きＰＥＴ装置。
  7. 　前記第２ガンマ線検出器は、前記第１ガンマ線検出器を形成するガンマ線検出器の群の少なくとも一部を用いて構成される
    ことを特徴とする請求項１～５の何れかに記載の陽電子寿命測定機能付きＰＥＴ装置。
  8. 　ベータ崩壊によって娘核の励起状態となり、当該ベータ崩壊による陽電子放出に続けて娘核の基底状態に遷移する際に脱励起ガンマ線を放出する核種を含んだ撮像対象から、陽電子と電子の対消滅による３本の対消滅ガンマ線を受けることで前記３本の対消滅ガンマ線を検出する第１ガンマ線検出器と、前記脱励起ガンマ線を検出する第２ガンマ線検出器と、を備えたＰＥＴ装置にて用いられる方法であって、
    　前記第１ガンマ線検出器による各対消滅ガンマ線の検出エネルギー及び検出位置、並びに、前記第１ガンマ線検出器による前記対消滅ガンマ線の検出時刻及び前記第２ガンマ線検出器による前記脱励起ガンマ線の検出時刻に基づいて、前記撮像対象における前記核種の分布状態を三次元で導出するとともに、導出した分布位置に対応付けて前記陽電子の寿命情報を決定する
    ことを特徴とする、ＰＥＴ装置における陽電子寿命測定方法。
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