(57)【要約】【課題】低製造コストの核医学診断装置の提供【解決手段】検出器リング１は、被検体Ｐ周りの円周上に配列される複数の検出器１２を具備する。複数の検出器１２の各々は、被検体Ｐ内の放射性同位元素から放射された消滅ガンマ線を受けてシンチレーション光を発生する少なくとも一つのシンチレータ１４と、検出器リング１の中心軸Ａ方向に関するシンチレータ１４の両端部に設けられ、シンチレーション光を受けて電気信号を発生する少なくとも二つの光電子増倍管１６とを有する。シンチレータ１４は、短冊形状を有し、その長手方向を中心軸Ａ方向に一致するように配置される。シンチレータ１４は、検出器１リングを中心軸Ａ方向に複数配置する必要なく、中心軸Ａ方向に広い撮像視野ＦＯＶを確保することができる。【選択図】      図２
2010101682.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体周りの円周上に配列される複数の検出器を具備し、
前記複数の検出器の各々は、
前記被検体内の放射性同位元素から放射された消滅ガンマ線を受けてシンチレーション光を発生する少なくとも一つのシンチレータと、
前記円周の中心軸方向に関する前記シンチレータの両端部に設けられ、前記シンチレーション光を受けて電気信号を発生する少なくとも二つの光電子増倍管と、
を有する核医学診断装置。
【請求項２】
前記少なくとも一つのシンチレータの各々は、短冊形状を有し、前記短冊形状の長手方向が前記中心軸方向に一致するように配置される、請求項１記載の核医学診断装置。
【請求項３】
前記少なくとも一つのシンチレータは、前記短冊形状の厚さ方向に沿って配列される、請求項２記載の核医学診断装置。
【請求項４】
前記中心軸方向に関する前記シンチレータ内での前記シンチレーション光の発光位置を、前記シンチレータの前記両端部に設けられた二つの前記光電子増倍管による電気信号の発生時刻に基づいて計算する計算部をさらに備える請求項１記載の核医学診断装置。
【請求項５】
前記中心軸方向に関する前記シンチレータ内での前記シンチレーション光の発光位置を、前記シンチレータの前記両端部に設けられた二つの前記光電子増倍管からの電気信号の強度に基づいて計算する計算部をさらに備える請求項１記載の核医学診断装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、ＰＥＴ（Ｐｏｓｉｔｒｏｎ  Ｅｍｓｓｉｏｎ  Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）型の核医学診断装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
現在普及しているＰＥＴ型の核医学診断装置において、複数の検出器が円周状に配列されてなる検出器リングは、被検体の体軸に略直交する方向に沿って複数配列されている。各検出器は、ガンマ線をシンチレーション光に変換する複数のシンチレータと、シンチレーション光を増幅して電気信号に変換する複数の光電子増倍管とを備える。光電子増倍管は、リングの中心軸方向に直交する径方向に関するシンチレータの一端部に取り付けられている。このように、ＰＥＴ型の核医学診断装置は、多数の光電子増倍管を必要としている。従って、ＰＥＴ装置の製造コストは、高額になってしまう。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００３】
本発明の目的は、低製造コストの核医学診断装置を提供すること。
【課題を解決するための手段】
【０００４】
本発明のある局面に係る核医学診断装置は、被検体周りの円周上に配列される複数の検出器を具備し、前記複数の検出器の各々は、前記被検体内の放射性同位元素から放射された消滅ガンマ線を受けてシンチレーション光を発生する少なくとも一つのシンチレータと、前記円周の中心軸方向に関する前記シンチレータの両端部に設けられ、前記シンチレーション光を受けて電気信号を発生する少なくとも二つの光電子増倍管と、を有する。
【発明の効果】
【０００５】
本発明によれば、低製造コストの核医学診断装置を提供することが可能となる。
【発明を実施するための最良の形態】
【０００６】
以下、図面を参照しながら本発明の実施形態に係わるＰＥＴ型の核医学診断装置を説明する。
【０００７】
まず、本発明者達が指摘している、従来のＰＥＴ型の核医学診断装置の問題点について詳述する。
【０００８】
よく知られているように、放射性同位元素には、陽電子（ポジトロン）を放出するポジトロン核種がある。被検体に投与されたポジトロン核種は、その化学的性質に応じた被検体内の特定部位に集積する。ポジトロン核種から放出された陽電子は、周囲にある電子（エレクトロン）と結合して一対の消滅ガンマ線を発生する。この一対の消滅ガンマ線は、それぞれ５１１ｋｅＶを有し、互いに略１８０度反対方向に放出される。一方、核医学診断装置は、被検体の周囲にリング状に配置された複数の検出器を有している。ポジトロン核種から発生された一対の消滅ガンマ線は、一対の検出器にほぼ同時に入射する。核医学診断装置は、次々に検出器に入射した一対の消滅ガンマ線を所定の時間枠内で同時計測する。核医学診断装置は、一対の消滅ガンマ線が同時計測された場合にのみ、一対の検出器の各々における一対の消滅ガンマ線の入射位置を結ぶ直線（ＬＯＲ：Ｌｉｎｅ  Ｏｆ  Ｒｅｓｐｏｎｓｅ）上にポジトロン核種が存在するとみなす。核医学診断装置は、ＬＯＲに関する一対の検出器からの出力信号を投影データとして収集する。核医学診断装置は、このようにして、３６０度分の投影データを収集する。核医学診断装置は、収集された３６０度分の投影データのセットに基づいて画像データを発生する。
【０００９】
図１０は、従来の核医学診断装置における検出器リング１００の模式的な横断面図である。図１１は、従来型の検出器リング１００の模式的な縦断面（図１０の１１―１１断面）図である。図１０と図１１とに示すように、検出器リング１００は、天板５００に載置された被検体Ｐの体軸を中心軸Ａとする円周上に配列された複数の検出器２００を有している。各検出器２００は、複数のシンチレータ３００と複数の光電子増倍管４００とを有する。光電子増倍管４００は、検出器リング１００の中心軸Ａに直交する径方向に関するシンチレータ３００の一端部に設けられている。すなわち、検出器リング１００において、複数のシンチレータ３００と複数の光電子増倍管４００とは、同心円（同心円筒）状に配列されている。図１１に示すように、この従来型の核医学診断装置において、中心軸Ａに関して広い撮像視野（ＦＯＶ）を確保する場合、複数の検出器リング１００を中心軸Ａ方向に沿って配置する必要があった。従って、従来型の核医学診断装置は、多数の光電子増倍管４００を有するため、製造コストが高額となってしまっている。
【００１０】
本実施形態に係わる核医学診断装置は、低額な製造コストで、中心軸Ａ（被検体の体軸）方向に関して広い撮像視野（ＦＯＶ）を確保することができる。具体的には、本実施形態に係わる核医学診断装置の検出器リングは、特異な構造を有する複数の検出器で構成される。特異な構造により、本実施形態に係わる核医学診断装置は、一つの検出器リングを用いる場合でも、中心軸方向に関して広い撮像視野を実現することができる。また、これに伴い、光電子増倍管の数を従来構造に比して減少させることができる。従って、本実施形態に係わる核医学診断装置は、低額な製造コストで、中心軸方向に関して広い撮像視野を確保することができるのである。
【００１１】
以下、本実施形態に係わる核医学診断装置における検出器リングと各検出器との構造について説明する。
【００１２】
図１は、本発明の実施形態に係わるＰＥＴ型の核医学診断装置が有する検出器リング１の模式的な横断面図である。図２は、検出器リング１の模式的な縦断面（図１の２―２断面）図である。図１と図２とに示すように、検出器リング１は、天板１０に載置された被検体Ｐの体軸を中心軸Ａとした円周上に配列された複数の検出器１２から構成される。検出器１２は、空間分解能向上のため多ければ多いほどよいが、典型的には、数十個配列される。また、検出器リング１０は、一つの核医学診断装置に対して幾つ設けられてもよい。しかし、後述するように、一つの検出器リング１０で中心軸方向に関して広い撮像視野を確保することができるので、光電子増倍管１６の数の低減のため、一つの核医学診断装置に対して一つ設けられるのが好ましい。
【００１３】
次に、一つの検出器１２の構造について説明する。図３は、検出器１２の模式的な斜視図である。図４は、検出器１２の模式的なＸＹ断面図である。図３と図４とに示すように、検出器１２は、複数のシンチレータ１４と複数の光電子増倍管１６とを有する。
【００１４】
シンチレータ１４は、典型的には、短冊形状を有する。シンチレータ１４は、その長手方向が検出器リング１の中心軸Ａ方向に平行するように配置される。複数のシンチレータ１４は、その厚さ方向に沿って配列される。ここで、中心軸Ａ方向（シンチレータ１４の長手方向）をＸ方向、シンチレータ１４の配列方向（シンチレータ１４の厚さ方向）をＹ方向、Ｘ方向とＹ方向とに直交する方向（シンチレータ１４の幅方向）をＺ方向に規定する。このＸＹＺ直交座標系は、シンチレータ結晶１４内に設定された結晶内座標系であるとする。
【００１５】
シンチレータ１４のＸ方向に関する長さは、要求される撮像視野のＸ方向に関する長さに応じて決定される。シンチレータ１４のＸ方向に関する長さは、典型的には、従来型の検出器リング１００が中心軸Ａ方向に数個分並べたときの検出器リング１００群の中心軸Ａ方向に関する長さが適当である。例えば、シンチレータ１４のＸ方向に関する長さは、１００ｍｍ〜２００ｍｍ程度に設計される。シンチレータ１４のＹ方向に関する長さは、空間解像度に応じて決定される。シンチレータ１４のＺ方向に関する長さは、シンチレータの実効原子番号に基づいて決定される。シンチレータ１４は、例えば、ＮａＩ（ヨウ化ナトリウム）やＢＧＯ（ビスマス酸ジャーマネイト）、ＬＳＯ（ケイ酸ルテチウムにセリウムを一定量添加したもの）、ＬａＢｒ３：Ｃｅ、ＬＹＳＯ（ＬＳＯとケイ酸イットリウムの混晶）等のシンチレータ結晶により形成される。なお、シンチレータ１４は、シンチレータ結晶ではなく、プラスチック等により形成されても良い。
【００１６】
光電子増倍管１６は、Ｘ方向に関するシンチレータ１４の両端部に設けられる。シンチレータ１４と光電子増倍管１６とは、例えば、グリース等により接着される。なお、以下の説明においてシンチレータ１４の両端部に接着される二つの光電子増倍管１６を区別する場合、＋Ｘ方向に接着される方を光電子増倍管１６１、−Ｘ方向に接着される方を光電子増倍管１６２と呼ぶことにする。
【００１７】
シンチレータ１４の間には、反射材１８が設けられる。また、シンチレータ１４の表面であって、光電子増倍管１６が接着されていない面にも、反射材１８が取り付けられる。反射材１８は、極薄の薄膜で形成される。反射材１８の材料は、例えば、テフロン（登録商標）テープである。反射材１８は、シンチレータ１４内部を伝播するシンチレーション光を外部に漏らさないために設けられる。
【００１８】
図３と図４とに示す検出器１２は、一例として、シンチレータ１４を３つ有している。しかしながらこれに限定する必要はなく、一つの検出器１２に設けられるシンチレータ１４の数は、３つ以上であっても３つ以下であってもよい。例えば、検出器１４を、一つのシンチレータ１４を有する構造に設計してもよい。
【００１９】
上述のように、シンチレータ１４は、一対の消滅ガンマ線が入射するとシンチレーション光を発生する。発生されたシンチレーション光は、シンチレータ１４内を伝播し光電子増倍管１６に到達する。光電子増倍管１６に到達するシンチレーション光の光量は、シンチレータの種類と、シンチレーション光の発光位置から光電子増倍管１６までの間の距離とに応じて変化する。すなわち、シンチレータ１４の長さは一定なので、シンチレータ１４内におけるシンチレーション光の発光位置に応じて、光電子増倍管１６１に到達するシンチレーション光の光量と光電子増倍管１６２に到達するシンチレーション光の光量との比は、変化する。具体的には、発光位置との距離が狭い光電子増倍管１６は、発光位置との距離が長い光電子増倍管１６に比して、受けるシンチレーション光の光量が多い。光電子増倍管１６は、到達したシンチレーション光を増幅して、光量に比例した強度を有する電気信号を発生する。
【００２０】
また、シンチレーション光が発生されてから光電子増倍管１６に到達するまでの時間は、シンチレータ１４の種類と、シンチレーション光の発光位置から光電子増倍管１６までの間の距離とに応じて変化する。すなわち、シンチレータ１４内でのシンチレーション光の発光位置に応じて、光電子増倍管１６１による電気信号の発生時刻と光電子増倍管１６２による電気信号の発生時刻との差は、変化する。具体的には、発光位置との距離が狭い光電子増倍管１６は、発光位置との距離が長い光電子増倍管１６に比して、シンチレーション光が発生されてから電気信号を発生するまでの時間が短い。
【００２１】
上述したように、画像再構成するには、ＬＯＲを特定しなければならない。そのためには、一対の消滅ガンマ線に由来するシンチレーション光の発光位置をそれぞれ特定しなければならない。ＸＹＺ結晶内座標系で考えると発光位置は、Ｘ座標とＹ座標とにより規定される。
【００２２】
まずは、発光位置のＹ座標について考える。検出器１２には、Ｙ方向に関して薄い複数のシンチレータ１４がＹ方向に沿って密接に配列されている。従って、発光位置のＹ座標は、シンチレーション光の発生源であるシンチレータ１４、あるいは電気信号の発生源である光電子増倍管１６を特定することにより、良好な空間分解能で特定できる。
【００２３】
次に、発光位置のＸ座標について考える。検出器１２には、Ｘ方向に沿ってシンチレータ１４が一つしか設けられていない。それに加え、シンチレータ１４は、Ｘ方向に１００ｍｍ〜２００ｍｍ程度という長さを有し、とても長い。そのため、シンチレーション光の発生源であるシンチレータ１４あるいは電気信号の発生源である光電子増倍管１６が特定できただけでは、Ｘ座標を良好な空間分解能で特定することはできない。
【００２４】
そこで、本実施形態に係わるＰＥＴ型の核医学診断装置は、Ｘ座標を良好な空間分解能で特定するため、本実施形態に特有な２種類の特定方法の少なくとも一方を利用する。一つは、光電子増倍管１６１による電気信号の発生時刻と光電子増倍管１６２による電気信号の発生時刻との差を利用する方法である。もう一方は、光電子増倍管１６１に到達するシンチレーション光の光量と光電子増倍管１６２に到達するシンチレーション光の光量との比を利用する方法である。
【００２５】
以下図５を参照しながら、シンチレーション光の発光位置のＸ座標の特定方法の原理について具体的に説明する。図５は、検出器リング１の縦断面図である。図５に示すように、＋Ｚ側には検出器１２ａが、−Ｚ側には検出器１２ｂが配置されているとする。検出器１２ａのシンチレータ１４ａの＋Ｘ側には光電子増倍管１６１ａが、−Ｘ側には光電子増倍管１６２ａが取り付けられている。また、検出器１２ｂのシンチレータ１４ｂの＋Ｘ側には光電子増倍管１６１ｂが、−Ｘ側には光電子増倍管１６２ｂが取り付けられている。シンチレータ１４ａとシンチレータ１４ｂとのＸ方向に関する長さｌは、同一である。
【００２６】
消滅ガンマ線Ｒａと消滅ガンマ線Ｒｂとが発生位置Ｐ０で発生されたとする。消滅ガンマ線Ｒａと消滅ガンマ線Ｒｂとは、空気中においてそれぞれ光速ｃで進む。消滅ガンマ線Ｒａと消滅ガンマ線Ｒｂとは、シンチレータ１４ａとシンチレータ１４ｂとにそれぞれ入射する。そして、シンチレータ１４ａ内に入射された消滅ガンマ線Ｒａは、時刻ｔａにおいて発光位置Ｐａでシンチレータと相互作用を起こし、シンチレーション光が発生される。同様にシンチレータ１４ｂ内において、時刻ｔｂにおいて発光位置Ｐｂでシンチレータ光が発生される。シンチレーション光は、シンチレータ１４の種類等に応じて決定される蛍光時間の間発光し続ける。
【００２７】
時刻ｔａと時刻ｔｂとは、互いに所定の時間枠（例えば６ｎｓ〜１８ｎｓ程度）内に収まっており、「同時」であるとする。この発光位置Ｐａと発光位置Ｐｂとを結ぶ直線がＬＯＲを構成する。すなわち、ＬＯＲ上のどこかに消滅ガンマ線Ｒａと消滅ガンマ線Ｒｂとの発生位置Ｐ０が存在するとみなすことができる。
【００２８】
発光位置Ｐａで発生されたシンチレーション光は、シンチレータの屈折率に応じて決定される速度ｖでシンチレータ１４ａ内を伝播し、光電子増倍管１６１ａと光電子増倍管１６１ｂとに入射する。光電子増倍管１６１ａと光電子増倍管１６１ｂとは、シンチレーション光を受光すると、受光したシンチレーション光の光量に応じた強度の電気信号を発生する。上述のように、光電子増倍管１６１ａにおける電気信号の発生時刻と光電子増倍管１６２ａにおける電気信号の発生時刻との差は、シンチレータ１４内におけるシンチレーション光の飛行時間差（ＴＯＦ情報）に依存する。ここで、発光位置Ｐａは、光電子増倍管１６１ａから距離ｌ１ａ、光電子増倍管１６２ａから距離ｌ２ａの所に位置しているとする。また、光電子増倍管１６１ａは、時刻ｔａ１において電気信号を発生し、光電子増倍管１６２ａは、時刻ｔａ２において電気信号を発生したとする。すると、以下の（１）式と（２）式とが成り立つ。  
ｌ＝ｌ１ａ＋ｌ２ａ      ・・・（１）  
ｌ１ａ−ｌ２ａ＝ｖ（ｔａ１−ｔａ２）      ・・・（２）
ここで、シンチレータの長さｌとシンチレーション光の速度ｖとは、既知である。従って、光電子増倍管１６１ａにおける電気信号の発生時刻ｔａ１と光電子増倍管１６２ａにおける電気信号の発生時刻ｔａ２との差に基づいて、距離ｌ１ａと距離ｌ２ａとを計算できる。すなわち、発光位置ＰａのＸ座標が計算できる。同様の条件で、検出器１２ｂにおける発光位置ＰｂのＸ座標も計算できる。
【００２９】
また、光電子増倍管１６が発生する電気信号の強度は、受光したシンチレーション光の光量と一定の数学的な対応関係を有する。この対応関係は、光電子増倍管１６の性能に応じて決定されるものである。また、光電子増倍管１６が受光したシンチレーション光の光量は、発光位置からの距離と一定の数学的な対応関係を有する。この対応関係は、シンチレータの種類に応じて決定されるものである。すなわち、光電子増倍管１６１ａでの電気信号の強度と光電子増倍管１６１ｂでの電気信号の強度との比は、シンチレータ１４ａ内での発光位置Ｐａの位置に応じて決定される。従って、光電子増倍管１６１ａの電気信号の強度と光電子増倍管１６２ａの電気信号の強度との比に基づいて、距離ｌ１ａと距離ｌ２ａとを計算できる。すなわち、発光位置ＰａのＸ座標が計算できる。
【００３０】
次に、検出器リング１を備え、上述の発光位置の特定方法を利用して画像再構成を行なう本実施形態に係わる核医学診断装置の構成について説明する。図６は、本実施形態に係わる核医学診断装置２０の構成を示す図である。図６に示すように、核医学診断装置２０は、検出器リング１、信号処理回路３、同時計測部５、画像再構成部７、及び表示部９を備える。
【００３１】
検出器リング１は、上述したように、中心軸を中心とした円周上に配列された複数（ｎ個）の検出器１２を有する。検出器１２は、消滅ガンマ線がシンチレータ１４に入射することにより発生するシンチレーション光を光電子増倍管１６により光電変換することにより、消滅ガンマ線の入射を電気的に検出する。具体的には、ｎ個の検出器１２のそれぞれは、複数のシンチレータ１４を有する。複数のシンチレータ１４の中心軸方向に関する一端部には複数の光電子増倍管１６１が、他端部には複数の光電子増倍管１６２がそれぞれ接着されている。光電子増倍管１６１は、シンチレータ１４からのシンチレーション光を受光すると、受光したシンチレーション光の光量に応じた強度を有する電気信号である第１出力信号を信号処理部３に出力する。同様に光電子増倍管１６２は、シンチレータ１４からのシンチレーション光を受光すると、受光したシンチレーション光の光量に応じた強度を有する電気信号である第２出力信号を信号処理回路３に出力する。より具体的には、光電子増倍管１６は、所定の微小時間間隔の間に発生した電気信号を積分し、積分値に応じた強度を有する出力信号を微小間隔毎に発生して信号処理回路３に出力する。微小間隔は、光電子増倍管１６１の時間分解能に依存する。なお、検出器リング１は、図示しない筐体内に埋設されている。
【００３２】
信号処理回路３は、検出器１２と同数のｎ個の信号処理部４―１〜４―ｎを有する。各信号処理部４―１〜４―ｎは、各検出器１２―１〜１２―ｎに電気的に一対一対応に接続されている。ｎ個の信号処理部４―１〜４―ｎのそれぞれは、光電子増倍管１６１からの第１出力信号と光電子増倍管１６２からの第２出力信号とを信号処理してガンマ線データを生成する。ガンマ線データは、シンチレータ１４に入射した消滅ガンマ線のエネルギー値に関するエネルギーデータに、この入射消滅ガンマ線により発生されるシンチレーション光の発光位置、このシンチレーション光の発光時刻に関する情報が関連付けられたデータである。ガンマ線データは、各信号処理部４により同時計測部５に出力される。
【００３３】
以下、各信号処理部４―１〜４―ｎの詳細について図７を説明しながら説明する。なお、各信号処理部４―１〜４―ｎの構成及び機能は同一なので、各信号処理部４―１〜４―ｎを区別せずに信号処理部４としてまとめて説明する。図７に示すように、信号処理部４は、エネルギー計算部４１、発光位置計算部４３、発光時刻計算部４５、及びガンマ線データ生成部４７を有する。
【００３４】
エネルギー計算部４１は、光電子増倍管１６１からの第１出力信号と光電子増倍管１６２からの第２出力信号とを加算する。シンチレータ１４内で発生されたシンチレーション光は、二つの光電子増倍管１６１，１６２で収集される。光電子増倍管１６１から出力された第１出力信号と光電子増倍管１６２から出力された第２出力信号との加算値は、シンチレーション光の光量に依存しており、発光時刻直前における消滅ガンマ線のエネルギーを表す。この加算値をエネルギーデータと呼ぶことにする。生成されたエネルギーデータは、エネルギー計算部４１によりガンマ線データ生成部４７に出力される。
【００３５】
発光位置計算部４３は、上述の消滅ガンマ線の発光位置の特定方法の原理に基づいて、消滅ガンマ線の発光位置を特定する。発光位置のＸ座標の特定方法として、上述のように、発光位置計算部４３は、光電子増倍管１６１における第１出力信号の発生時刻と光電子増倍管１６２における第２出力信号の発生時刻との差に基づいて、発光位置のＸ座標を計算する。例えば、発光位置計算部４３は、クロック発生回路を有しており、このクロック発生回路からのクロック信号により、各出力信号の発生時刻を特定することができる。各出力信号の発生時刻を特定すると発光位置計算部４３は、特定した各発生時刻に基づいて発光位置のＸ座標を計算する。例えば、発光位置のＸ座標は、シンチレータ１４のＸ方向に関する基準位置からの距離により規定される。この基準位置とは、例えば、シンチレータ１４のＸ方向に関する中心点や、両端部のうちの一方の端部に設定される。
【００３６】
他のＸ座標の特定方法として、発光位置計算部４３は、光電子増倍管１６１の出力信号の出力値と光電子増倍管１６２の出力信号の出力値との比に基づいて、発光位置のＸ座標を計算してもよい。例えば、発光位置計算部４３は、シンチレータ１４の材料ごとに、第１出力信号の出力値と第２出力信号の出力値とを入力とし、発光位置のＸ座標を出力とするテーブルを記憶しておく。各光電子増倍管１６１，１６２から各出力信号を受けると、発光位置計算部４３は、各出力信号をテーブルに入力し、発光位置のＸ座標を出力する。
【００３７】
さらに他の特定方法としては、上述の二つのＸ座標の特定方法を組み合わせた方法により、発光位置のＸ座標を特定してもよい。
【００３８】
Ｙ座標の特定方法として、発光位置計算部４３は、シンチレーション光の発生源であるシンチレータ１４の位置に基づいて、発光位置のＹ座標を特定する。このシンチレータ１４の位置は、出力信号の出力源である光電子増倍管１６を一意に特定するための識別番号により規定される。出力信号の出力源である光電子増倍管１６１あるいは光電子増倍管１６２は、シンチレータ１４と一対一対応しているので、出力信号の出力源である光電子増倍管１６が特定されることは、シンチレーション光を発生したシンチレータ１４が特定されたことと同義である。
【００３９】
特定された発光位置に関するデータは、発光位置計算部４３により、発光時刻計算部４５とガンマ線データ生成部４７とに出力される。また、出力信号の発生時刻に関するデータも、発光位置計算部４３により発光時刻計算部４５に出力される。
【００４０】
発光時刻計算部４５は、発光位置計算部４３により計算された発光位置と各出力信号の発生時刻とに基づいてシンチレーション光の発光時刻を計算する。発光時刻に関するデータは、発光時刻計算部４５によりガンマ線データ生成部４７に出力される。
【００４１】
ガンマ線データ生成部４７は、エネルギー信号計算部４１からのエネルギーデータ、発光位置計算部４３からの発光位置データ、発光時刻計算部４５からの発光時刻データに基づいて、ガンマ線データを生成する。ガンマ線データは、エネルギーデータに発光位置データと発光時刻データとが関連付けられたデータである。ガンマ線データは、ガンマ線データ生成部３７により同時計数部５に出力される。
【００４２】
以上で信号処理部４についての詳細説明を終了する。
【００４３】
図６に戻り、同時計測部５、画像再構成部６、及び表示部９について説明する。
【００４４】
図６に示すように、同時計測部５は、スキャン中、各信号処理部４―１〜４―ｎから次々に供給されるガンマ線データをリアルタイムに収集し、収集したガンマ線データの中から所定の時間枠内に収まる二つのガンマ線データを繰り返し抽出する。具体的には、同時計測部５は、収集するガンマ線データに関連付けられている発生時刻情報を参照して、互いの発生時刻の差が時間枠（例えば６ｎｓ〜１８ｎｓ程度）内に収まる二つのガンマ線データを抽出する。抽出された二つのガンマ線データは、一対の検出器１２により「同時」に検出された消滅ガンマ線に由来する。この一対のガンマ線データを抽出すると同時計測部５は、それぞれに関連付けられている二つの発光位置情報に基づいて、一対の消滅ガンマ線の入射方向を計算する。同時計測部５は、一対のガンマ線データのエネルギーデータの加算データに発光位置データ、発光時刻データ、入射方向データを関連付ける。このデータを投影データと呼ぶ。投影データは、同時の二つのガンマ線データが抽出される毎に同時計測部５により発生される。投影データは、同時計測部５により画像再構成部７に出力される。
【００４５】
画像再構成部７は、同時計測部５から３６０°方向分の投影データのセットを収集すると、収集した投影データのセットに基づいてポジトロン核種の分布に関する画像データを再構成する。画像データは、画像再構成部７により表示部９に出力される。なお、画像データのノイズを減少させるため、一対の消滅ガンマ線の検出器１２までの飛行時間差（ＴＯＦ情報）、すなわち一対のガンマ線データのそれぞれの発光時間差を加味して画像再構成してもよい。
【００４６】
表示部９は、画像再構成部７からの画像データを表示する。
【００４７】
かくして、本実施形態に係わる核医学診断装置は、低製造コストで製造可能である。
【００４８】
なお、検出器１４の構造は、上記実施形態のみに限定されず、種々の変形例が可能である。以下、変形例１と変形例２とにおいて、検出器の変形例を説明する。
【００４９】
（変形例１）
変形例１に係わる検出器は、ＤＯＩ（Ｄｅｐｔｈ  Ｏｆ  Ｉｎｔｅｒｅｓｔ）情報を利用することを目的とするＤＯＩ検出器である。図８は、変形例１に係わる検出器５０の構造を示す斜視図である。図８に示すように、検出器５０は、複数のシンチレータ５２を有するシンチレータ群５４と、シンチレータ群５４のＸ方向に関する両端部に取り付けられた光電子増倍管５６とを有している。シンチレータ５２は、Ｙ、Ｚ方向それぞれに所定数配列されている。光電子増倍管５６は、グリース等によりシンチレータ群５４に接着される。シンチレータ５２の間には、反射材が設けられる。また、シンチレータ５２の表面であって、光電子増倍管５６が接着されていない面にも、反射材が設けられる。各光電子増倍管５６は、シンチレータ５２内で発生したシンチレーション光を受けて、このシンチレーション光の光量に応じた強度の出力信号を発生する。
【００５０】
（変形例２）
変形例２に係わる検出器は、シンチレーション光をライトガイドで外部に引き出すための構造を有する。図９は、変形例２に係わる検出器６０の構造を示す斜視図である。図９に示すように、検出器６０は、シンチレータ６２と、シンチレータのＸ方向に関する両端部にそれぞれ取り付けられたライトガイド６４と、各ライドガイドに取り付けられた光電子増倍管６６とを備える。ライトガイド６４は、シンチレータ６２と光電子増倍管６６とを光学的に接続する。ライトガイド６４の材料としては、シンチレータ６２から発生されたシンチレーション光を効率良く光電子増倍管６６に伝播するために、光透過性に優れたプラスチックが好適である。
【００５１】
なお、本発明は上記実施形態そのままに限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化できる。
【００５２】
また、上記実施形態に開示されている複数の構成要素の適宜な組み合わせにより、種々の発明を形成できる。例えば、実施形態に示される全構成要素から幾つかの構成要素を削除してもよい。さらに、異なる実施形態にわたる構成要素を適宜組み合わせてもよい。
【図面の簡単な説明】
【００５３】
【図１】本発明の実施形態に係わる核医学診断装置の検出器リングの横断面図。
【図２】図１の検出器リングの縦断面図。
【図３】図１の検出器リングに含まれる検出器の斜視図。
【図４】図３の検出器のＸＹ断面を示す図。
【図５】図３の検出器により消滅ガンマ線の発光位置の特定処理の原理を説明するための図。
【図６】図１の検出器リングを備える核医学診断装置の構成を示す図。
【図７】図６の信号処理部の構成を示す図。
【図８】本実施形態の変形例１に係わる検出器の斜視図。
【図９】本実施形態の変形例２に係わる検出器の斜視図。
【図１０】従来型の核医学診断装置の検出リングの横断面図。
【図１１】図１０の従来型の核医学診断装置の検出器リングの縦断面図。
【００５４】
１…検出器リング、３…信号処理回路、４…信号処理部、４１…エネルギー計算部、４３…発光位置計算部、４５…発光時刻計算部、４７…ガンマ線データ発生部、５…同時計測部、７…画像再構成部、９…表示部、１０…天板、１２…検出器、１４…シンチレータ、１６…光電子増倍管、１８…反射材
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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