(57)【要約】【課題】正確な時間情報を得ることが出来るＴＯＦ−ＰＥＴを提供する。【解決手段】  上昇時間のばらつきのある光電子増倍管について選別を行ない、上昇時間差が最小になるようにリング状に配置するようにした。それにより、シンチレータ光が複数の光電子増倍管に入射した場合であっても、その合計の信号出力の上昇時間Σｔｒはばらつくことがないため、放射線検出器の間で上昇時間の差Δεを補正データとしてあらかじめ持たせることにより実際に計測する際には補正することが可能である。以上のような方法をとることにより、正確な時間情報を得ることができＴＯＦ−ＰＥＴ装置を提供することが可能である。
2008102422.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
リング状に密着配置された複数のシンチレータからなるシンチレータアレイと、
前記シンチレータアレイに対して光学的に結合されたライトガイドと、
前記ライトガイドに対して光学的に結合されるとともに、リング状に配置された複数の光電子増倍管とを備えた放射線検出器と、
前記放射線検出器の複数箇所で検出されたポジトロンの消滅放射線による信号の時間差情報を用いて核種の集積位置を特定する演算手段とを備え、
前記複数の光電子増倍管は、隣接する光電子増倍管の信号上昇時間の差の絶対値の合計が最小となる順序で配置されていることを特徴とする核医学診断装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
この発明は、被検体に放射性薬剤が投与され、この被検体の関心部位に蓄積されたポジトロン放射性同位元素（ラジオアイソトープ，ＲＩ）から放出された一対のγ線を同時計測し、関心部位の断層像を得るための核医学診断装置（ＥＣＴ装置）に係り、特に、γ線を同時計数する技術に関する。
【背景技術】
【０００２】
上述した核医学診断装置、すなわちＥＣＴ（Ｅｍｉｓｓｉｏｎ  Ｃｏｍｐｕｔｅｄ  Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置として、ＰＥＴ（Ｐｏｓｉｔｒｏｎ  Ｅｍｉｓｓｉｏｎ  Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置を例に採って説明する。ＰＥＴ装置は、被検体の関心部位から互いにほぼ１８０°方向に放出される２本のγ線を対向する放射線検出器により検出し、これらγ線が同時に検出（同時計数）されたときに被検体の断層画像を再構成するように構成されている。また、ＰＥＴ装置でγ線を同時計数するために用いられるγ線検出器としては、被検体から放出されたγ線が入射して発光するシンチレータと、このシンチレータでの発光を電気信号に変換する光電子増倍管とから構成されたものがある（例えば特許文献１参照）。【０００３】
ここで、γ線の速度ｃはおよそ３０ｃｍ／ｎｓであることがわかっているので、２本のγ線の放射位置から両放射線検出器までの飛行時間差を測定すれば線源の位置を推定でき、これを利用した装置はＴＯＦ（Ｔｉｍｅ  Ｏｆ  Ｆｌｉｇｈｔ）−ＰＥＴ装置と言われ注目されている。この動作原理を以下に説明する。図７に被検体７０の関心部位から互いにほぼ１８０°方向に線源５０から放出される２本のγ線を受けるための放射線検出器５１及び放射線検出器５２を示す。このときγ線の放射位置から放射線検出器５１までの距離をＬ１、放射線検出器５２までの距離をＬ２とする。ここで放射線検出器５１への入射時刻をｔ１、放射線検出器５２への入射時刻をｔ２とすると両者の時間差Δｔは、
Δｔ＝ｔ１−ｔ２＝（Ｌ１−Ｌ２）／ｃ＝２ｄ／ｃ  
となり、放射線検出器５１と放射線検出器５２との中間点から、γ線の放射位置までの距離ｄは
ｄ＝Δｔ×ｃ／２  
と求めることができる。つまり両者の時間差Δｔを計測できればγ線の放射位置を特定できることになる。【０００４】
ここで図７において、線源６０が放射線検出器５３及び放射線検出器５４の中央に位置し、γ線が両放射線検出器へ放射されている場合を考える。線源から両放射線検出器までの距離は等しいため、γ線は時刻ｔ＝０で両放射線検出器へ同時に入射されるとする。このとき、放射線検出器５３及び放射線検出器５４のパルス信号Ｓ３及びパルス信号Ｓ４についての立ち上がり特性を図８に示す。時刻ｔ＝０からパルス信号が最大値に達したとき、初めて信号が発生したとみなす場合、最大値になるまでの時間を上昇時間ｔｒとすると、両放射線検出器の立ち上がり特性は、検出器のばらつきにより必ずしも同じではなく、放射線検出器５３はｔｒ３、放射線検出器５４はｔｒ４の上昇時間となる。すなわち、図８に示すように信号が発生したとみなされる時間について、両放射線検出器の間で上昇時間の差Δε（＝ｔｒ３−ｔｒ４）が存在する。γ線は時刻ｔ＝０で両放射線検出器へ同時に入射されたわけであるから、この上昇時間の差Δεは０である必要があるが、この値が補正データとしてあらかじめ分かっているときは、実際に計測する際には補正することが可能である。【０００５】
一方、図９に実際の核医学診断装置１０を構成するＴＯＦ−ＰＥＴ装置の例を挙げ説明する。このＴＯＦ−ＰＥＴ装置の検出器部１１４は、シンチレータアレイ１１１、ライトガイド１１２及び複数の光電子増倍管群１１３で構成されており、シンチレータアレイ１１１、と光電子増倍管群１１３の間にはシンチレータ内で発光した光を分散させるための一様なライトガイド１１２が存在する。この構成において、検出器部１１４は被検体１１５を取り囲むようにリング状に配置されている。【０００６】
図９の検出器部１１４の一部分１１７を抜き出し拡大したものを図１０に示す。入射γ線１２１がシンチレータアレイ１１１中の一つのシンチレータ１２２に入射すると、γ線のエネルギーはその場で光に変換され、その光はシンチレータ内を通りライトガイド１１２で拡散しながら複数の光電子増倍管群１１３へ到達する。この光電子増倍管１１８は非常に高速動作可能な特殊な光電子増倍管であり、現在実用化しているのは管径がφ１インチやφ２インチなど、入射面が丸型の光電子増倍管があるだけである。【０００７】
ここで、γ線が入射したシンチレータ１２２の位置を求めるアルゴリズムを説明する。シンチレータ１２２に入射し、その光が複数の光電子増倍管Ｐｎ−２  〜Ｐｎ＋３へ到達したときの各々の信号出力をＡｎ−２  〜Ａｎ＋３  とする。まず信号出力の最上位と第２位となる光電子増倍管を決定する。このときの最上位は光電子増倍管Ｐｎ、第２位は光電子増倍管Ｐｎ＋１であり、これが代表光電子増倍管となる。次に重心演算式
Ｘ＝｛（Ａｎ−２  ＋  Ａｎ−１  ＋  Ａｎ）−（Ａｎ＋１  ＋  Ａｎ＋２  ＋  Ａｎ＋３）｝  ／  （Ａｎ−２  ＋  Ａｎ−１  ＋  Ａｎ  ＋  Ａｎ＋１  ＋  Ａｎ＋２  ＋  Ａｎ＋３）
を計算することによりγ線が入射したシンチレータ１２２の位置を弁別することができる。
【特許文献１】特開２００６−３４３２３３号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００８】
しかしながら、従来の核医学診断装置では、次のような問題がある。上述したように、入射γ線がシンチレータアレイ１１１中の一つのシンチレータ１２２に入射すると、γ線のエネルギーはその場で光に変換され、その光はシンチレータ内を通りライトガイドで拡散しながら複数の光電子増倍管へ到達する。すなわち、複数の光電子増倍管Ｐｎ−２  〜Ｐｎ＋３からの合計の信号出力（Ａｎ−２  ＋  Ａｎ−１  ＋  Ａｎ  ＋  Ａｎ＋１  ＋  Ａｎ＋２  ＋  Ａｎ＋３）を用いてパルス信号の立ち上がり特性が決定される。【０００９】
ここで複数の光電子増倍管Ｐｎ−２  〜Ｐｎ＋３の各々上昇時間ｔｒが全て同じ場合には、上昇時間ｔｒを、γ線がシンチレータに入射してから信号出力がピークに達するまでの時間Δεで補正することにより、実際にγ線がシンチレータに入射した時刻を正確に推定することができる。【００１０】
しかし、各々の上昇時間ｔｒには、製造上のばらつきがあることに加え、入射γ線の位置によって、各光電子増倍管からの出力信号の大きさが異なるため、上記合計の信号出力の波形から、立ち上がり時間を一意に定めることができない。従って、上記Δεを補正データとしてもつことができず、実際に計測する際にも補正することができない。
【課題を解決するための手段】
【００１１】
この発明は、このような事情に鑑みてなされたものであって、リング状に密着配置された複数のシンチレータからなるシンチレータアレイと、前記シンチレータアレイに対して光学的に結合されたライトガイドと、前記ライトガイドに対して光学的に結合されるとともに、リング状に配置された複数の光電子増倍管とを備えた放射線検出器と、前記放射線検出器の複数箇所で検出されたポジトロンの消滅放射線による信号の時間差情報を用いて核種の集積位置を特定する演算手段とを備え、前記複数の光電子増倍管は、隣接する光電子増倍管の信号上昇時間の差の絶対値の合計が最小となる順序で配置されていることを特徴とする。
【発明の効果】
【００１２】
この発明に係る核医学診断装置によれば、２次元的に密着配置された複数のシンチレータからなるシンチレータアレイと、前記シンチレータアレイに対して光学的に結合されたライトガイドと、前記ライトガイドに対して光学的に結合された複数の光電子増倍管とを備えた放射線検出器を有し、消滅放射線を検出した際の時間差情報を用いて核種の集積位置を特定する核医学診断装置において、上昇時間のばらつきのある光電子増倍管について選別を行ない、上昇時間差が最小になるようにリング状に配置するようにした。それにより、シンチレータ光が複数の光電子増倍管に入射した場合であっても、その合計の信号出力の上昇時間Σｔｒはばらつくことがないため、放射線検出器の間で上昇時間の差Δεを補正データとしてあらかじめ持たせることにより実際に計測する際には補正することが可能である。以上のような方法をとることにより、正確な時間情報を得ることができＴＯＦ−ＰＥＴ装置を提供することが可能である。またこの場合、汎用の高速動作可能な光電子増倍管を使用することができ、上昇時間ｔｒのばらつきを許容できるためコスト低減に対して非常に効果がある。
【図面の簡単な説明】
【００１３】
【図１】本発明の核医学診断装置の外観図を示す。
【図２】本発明の核医学診断装置の一部分を示す。
【図３】本発明の光電子増倍管のヒストグラムの一例を示す。
【図４】本発明の光電子増倍管のヒストグラムの一例を示す。
【図５】本発明の光電子増倍管のヒストグラムの一例を示す。
【図６】本発明の光電子増倍管の配置の一例を示す。
【図７】ＴＯＦ−ＰＥＴ装置を説明する図を示す。
【図８】ＴＯＦ−ＰＥＴ装置の立ち上がり特性を説明する図を示す。
【図９】従来の核医学診断装置の外観図を示す。
【図１０】従来の核医学診断装置の一部分を示す。
【符号の説明】
【００１４】
１０                  …核医学診断装置
１１                    …シンチレータアレイ
１２                  …ライトガイド
１３                  …光電子増倍管群
１４                  …検出器部
１５                  …被検体
１６                  …ベッド
１７                  …検出器部の一部分
１８                  …光電子増倍管
２１                  …入射γ線
２２                  …シンチレータ
２３                  …線源
５０                  …線源
５１                  …放射線検出器
５２                  …放射線検出器
５３                  …放射線検出器
５４                  …放射線検出器
６０                  …線源
７０                  …被検体
１１１                …シンチレータアレイ
１１２                …ライトガイド
１１３                …光電子増倍管群
１１４                    …検出器部
１１５                …被検体
１１６                …ベッド
１１７                                …検出器部の一部分
１１８                …光電子増倍管
１２１                …入射γ線
１２２                …シンチレータ
【発明を実施するための最良の形態】
【００１５】
（実施例）
以下、本発明の核医学診断装置の実施例の構成を図面に示し詳細に説明する。図１は本発明の核医学診断装置１０の外観図であり、ＴＯＦ−ＰＥＴ装置を示している。本発明のＴＯＦ−ＰＥＴ装置の検出器部１４は、シンチレータアレイ１１、ライトガイド１２及び複数の光電子増倍管群１３で構成されており、シンチレータアレイ１１、と光電子増倍管群１３の間にはシンチレータ内で発光した光を分散させるための一様なライトガイド１２が存在している。この構成において、検出器部１４はベッド１６に寝かされた被検体１５を取り囲むようにリング状に配置されている。ここで図１の検出器部１４の一部分１７を抜き出し拡大したものを図２に示す。線源２３から放射される入射γ線２１がシンチレータアレイ１１中の一つのシンチレータ２２に入射すると、γ線のエネルギーはその場で光に変換され、その光はシンチレータ内を通りライトガイド１２で拡散しながら複数の光電子増倍管群１３へ到達する。この光電子増倍管群１３を形成している光電子増倍管１８は非常に高速動作可能な特殊な光電子増倍管であり、現在実用化しているのは管径がφ１インチやφ２インチなど、入射面が丸型の光電子増倍管があるだけである。【００１６】
一般に光電子増倍管は製造誤差などにより、各々上昇時間ｔｒがばらついており、これが時間情報の正確さを劣化させる原因となっている。そこで本発明の実施例では上昇時間のばらつきのある光電子増倍管について選別を行ない、上昇時間差が最小になるようにリング状に配置するようにする。具体的手法を次に説明する。【００１７】
実際にＴＯＦ−ＰＥＴ装置として使用する光電子増倍管の上昇時間ｔｒのばらつきを示したヒストグラムを図３に示す。横軸は上昇時間ｔｒ、縦軸は使用する複数の光電子増倍管の個数Ｎである。このヒストグラムにおいて光電子増倍管の上昇時間ｔｒは、最も頻度の多いｔｒｍを中央値としてｔｒｍｉｎからｔｒｍａｘまで個々にばらついていることを示している。そこで、図４に示すように、各上昇時間ｔｒで光電子増倍管の本数を半分ずつに分けて、それらをグループＡ及びグループＢとする。分けた後のヒストグラムを改めて図５に示す。ここで図５にて分けたものに対して、実際に図１に示すように光電子増倍管を（１）、（２）、（３）・・・（ｋ）の順番にリング状に配置する場合、隣り合う光電子増倍管の上昇時間差が最小になるように配置していく。その様子を示したものが図６であり、光電子増倍管の配置場所（（１）、（２）、（３）・・・（ｋ））とそのグループ分けを示すと共に、上昇時間ｔｒを示している。【００１８】
このように配置されたＴＯＦ−ＰＥＴ装置では、図２に示すように入射γ線２１によるシンチレータ光が複数の光電子増倍管群１３に入射した場合、光電子増倍管Ｐｎ−２  〜Ｐｎ＋３からの合計の信号出力（Ａｎ−２  ＋  Ａｎ−１  ＋  Ａｎ  ＋  Ａｎ＋１  ＋  Ａｎ＋２  ＋  Ａｎ＋３）を用いてパルス信号の立ち上がり特性が決定されるが、それら光電子増倍管群１３の上昇時間ｔｒのばらつきは最小限に抑えられているため、その合計の信号出力の上昇時間Σｔｒもばらつきは小さくなり、放射線検出器の間で上昇時間の差Δεの精度がよくなるため、これを補正データとしてあらかじめ持たせることにより実際に計測する際には非常に正確に補正することが可能となる。以上のような方法をとることにより、正確な時間情報を得ることができ性能の高いＴＯＦ−ＰＥＴ装置を提供することができる。
【図１】
2008102422.tif 000003
【図２】
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【図３】
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【図４】
2008102422.tif 000006
【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】
2008102422.tif 000011
【図１０】
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【国際調査報告】
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2008102422.tif 000014