(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体内の放射性同位元素から放出されるガンマ線を複数の放射線検出セルにより検出する放射線検出手段を有する核医学診断装置において、
一つの前記放射線検出手段上に配置された前記放射線検出セルから出力される電気信号のうち、同時に出力された二つの電気信号を選定する同時判定部と、
選定された二つの電気信号を基に、該当する二つの前記放射線検出セルが出力するエネルギの加算値があらかじめ決められた第１の所定値に等しく、かつ前記二つの前記放射線検出セルが出力するエネルギのうち、前記ガンマ線がコンプトン散乱する場合に電子に付与されるエネルギの最大値である第２の所定値を示すエネルギ値に該当する電気信号を出力する前記放射線検出セルを、前記ガンマ線の入射位置として特定する加算エネルギ弁別部と、
を備えたことを特徴とする核医学診断装置。
【請求項２】
被検体内の放射性同位元素から放出されるガンマ線を複数の放射線検出セルにより検出する二以上の放射線検出手段を有する核医学診断装置において、
前記ガンマ線は陽電子と電子とが結合する際に１８０度方向に放出されるガンマ線であって、少なくとも二つの前記放射線検出手段において当該ガンマ線を同時に検出したものに関し同時計数収集を実施する場合において、
前記放射線検出手段それぞれは、
一つの前記放射線検出手段上に配置された前記放射線検出セルから出力される電気信号のうち、同時に出力された二つの電気信号を選定する同時判定部と、
選定された二つの電気信号を基に、該当する二つの前記放射線検出セルが出力するエネルギの加算値があらかじめ決められた第１の所定値に等しく、かつ前記二つの前記放射線検出セルが出力するエネルギのうち、前記ガンマ線がコンプトン散乱する場合に電子に付与されるエネルギの最大値である第２の所定値を示すエネルギ値に該当する電気信号を出力する前記放射線検出セルを、前記ガンマ線の入射位置として特定する加算エネルギ弁別部と、を備え、
前記放射線検出手段それぞれの前記加算エネルギ弁別部により特定された前記放射線検出セルを含み、二つの前記放射線検出手段において前記当該ガンマ線を同時に検出した前記放射線検出セルに関し前記同時計数収集の対象とすることを特徴とする核医学診断装置。
【請求項３】
前記放射線検出手段は、半導体検出器であることを特徴とする請求項１又は２記載の核医学診断装置。
【請求項４】
前記同時判定部は、隣接する二つの放射線検出セルから同時に出力された二つの電気信号を選定することを特徴とする請求項１乃至３のいずれかに記載の核医学診断装置。
【請求項５】
前記放射線検出セルを複数のグループに区分するとともに、該グループごとに前記加算エネルギ弁別部が、前記ガンマ線の入射位置を特定することを特徴とする請求項１乃至４のいずれかに記載の核医学診断装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、核医学診断装置に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
従来より、放射性同位元素(以下、「ＲＩ」と略すことがある。)により標識した薬剤を被検体内に投与し、当該ＲＩから放射されるガンマ線を放射線検出部により検知・計測した結果に基づいて、被検体内におけるＲＩ分布の様子を画像化する核医学診断装置が提供されている。特に、前記画像を、三次元分布画像（断層像）として撮影する装置ないし手段としては、ＳＰＥＣＴ（Single Photon Emission Computed Tomography）装置が広く知られている。このような画像により、装置使用者ないし術者は、外科的手段によることなく被検体内部の様子（例えば病変部、血流量、脂肪酸代謝量等）を確認することができる。
【０００３】
また、前記放射線検出部を複数備えるとともに、前記放射性同位元素としてポジトロン放射核種を利用し、ポジトロン（陽電子）がエレクトロン（電子）と結合して消滅する際に１８０度方向に放出されるペアガンマ線を前記複数の放射線検出部で同時に検出（同時計数測定、あるいはガンマ線のコインシデンス（coincidence）収集）したものに関し画像化を行うＰＥＴ（Ｐｏｓｉｔｒｏｎ  Ｅｍｉｓｓｉｏｎ  Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置も知られている。なお、このＰＥＴと上記ＳＰＥＣＴを同一のシステムで実施することの可能な、いわゆる「ＳＰＥＣＴ／ＰＥＴ兼用装置」も知られている。
【０００４】
ちなみに、上記装置においては、通常、適当なエネルギ範囲（ないしはエネルギウインドウ）を設定することにより、当該範囲内のエネルギを有するガンマ線のみを収集することが行われる。ここで、上記適当なエネルギ範囲としては、例えば「コンプトンエッジ以上のエネルギ」等と設定され、これに該当するガンマ線はすべて収集され、画像化の基礎となることとなる。このようにすれば、光電効果を生起したガンマ線を、画像化する際の主な基礎データとすることが可能となる。
【０００５】
ところで、上記放射線検出部は、ガンマ線の入射を受け、その入射位置及びエネルギを反映しつつ、これを（取り扱いやすい）電気信号に変換するという機能を基本的に備えるものであるが、その具体的形態としては、「シンチレーションカメラ」と「半導体検出器」と呼称される二つの大きな種別がある。
【０００６】
シンチレーションカメラとは、シンチレータ（例えばＮａＩ結晶やＢＧＯやＬＳＯ等から構成される）及び光電子増倍管（Ｐｈｏｔｏ  ＭｕｌｔｉｐｌｉｅｒＴｕｂｅ; ＰＭＴ）を主とした構成からなる。これによれば、シンチレータに入射したガンマ線が光信号に変換され、この光信号が光電子増倍管により電気信号に変換される。一方、半導体検出器とは、ガンマ線の入射が電荷の発生（つまり、電気信号の発生）に寄与する半導体検出素子（例えばＣｄＴｅやＣｄＺｎＴｅ等）の複数を、例えば平面的（マトリックス状）かつ離散的に配列した構成となるものである。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】
ところで、上記したような核医学診断装置においては、一般的に次に記すような課題が存在している。すなわち、上記放射線検出部におけるガンマ線収集効率を向上させることである。というのも、このガンマ線収集結果は、上述したように画像化の基礎となるものであるから、その画質や正確性を担保するためには、その収集効率が一般に高ければ高い程好ましいからである。
【０００８】
この点、放射線検出部として、上記シンチレーションカメラを利用する場合であって、そのシンチレータがＢＧＯやＬＳＯ等で構成される場合、ガンマ線の阻止能が比較的高いから、入射する殆どのガンマ線は当該シンチレータ内で光電効果を起こし、ガンマ線の収集を無駄なく実施する（つまり、すべてのエネルギをシンチレータの中に付与する）ことが可能であり、問題は少ないといえる。
【０００９】
しかしながら、上記半導体検出器を使用した場合には、その阻止能は上記シンチレータに対して比較的低く、入射するガンマ線の多くは検出素子と相互作用を起こさないで透過等してしまう。また、検出素子に対して何らエネルギを付与せずに透過する、といったことまでにはならないとしても、コンプトン散乱を起こした後に透過してしまうか、コンプトン散乱を起こした後に光電効果を起こす等してしまう。すなわち、半導体検出器を利用する場合においては、すべてのガンマ線のエネルギを検出素子に対して付与することが一般に困難であり、したがってガンマ線の収集効率が低下することとなるから、その画像の質にも影響を与えることとなっていた。なお、このような不具合を解消しようと、阻止能をあげるため、半導体検出素子の厚さを大きくすると、コンプトン散乱が複数回発生することとなり、その入射位置を特定することができなくなる。
【００１０】
また、上記シンチレーションカメラでも、そのシンチレータをＮａＩ等で構成する場合には、その阻止能が一般に低いため、やはり上記と同様な問題が生じる可能性があった。
【００１１】
ちなみに、このようなことは、ガンマ線が高エネルギである場合においてより問題となる。そして、このような場合においては、当該高エネルギのガンマ線に関する収集効率をあげようとする試みは、本項の冒頭に述べたように、シンチレーションカメラ及び半導体検出器の別に関わらず、一般的な課題として認識されるものとなる。
【００１２】
本発明は、上記事情に鑑みてなされたものであり、その目的とするところは、放射線検出部において、高エネルギのガンマ線の収集効率を向上させることが可能な核医学診断装置を提供することにある。
【００１３】
【課題を解決するための手段】
本発明は上記課題を解決するために以下の手段をとった。
すなわち、請求項１記載の核医学診断装置は、被検体内の放射性同位元素から放出されるガンマ線を複数の放射線検出セルにより検出する放射線検出手段を有する核医学診断装置において、一つの前記放射線検出手段上に配置された前記放射線検出セルから出力される電気信号のうち、同時に出力された二つの電気信号を選定する同時判定部と、選定された二つの電気信号を基に、該当する二つの前記放射線検出セルが出力するエネルギの加算値があらかじめ決められた第１の所定値に等しく、かつ前記二つの前記放射線検出セルが出力するエネルギのうち、前記ガンマ線がコンプトン散乱する場合に電子に付与されるエネルギの最大値である第２の所定値を示すエネルギ値に該当する電気信号を出力する前記放射線検出セルを、前記ガンマ線の入射位置として特定する加算エネルギ弁別部と、を備えたことを特徴とするものである。
【００１４】
また、請求項２記載の核医学診断装置は、被検体内の放射性同位元素から放出されるガンマ線を複数の放射線検出セルにより検出する二以上の放射線検出手段を有する核医学診断装置において、前記ガンマ線は陽電子と電子とが結合する際に１８０度方向に放出されるガンマ線であって、少なくとも二つの前記放射線検出手段において当該ガンマ線を同時に検出したものに関し同時計数収集を実施する場合において、前記放射線検出手段それぞれは、一つの前記放射線検出手段上に配置された前記放射線検出セルから出力される電気信号のうち、同時に出力された二つの電気信号を選定する同時判定部と、選定された二つの電気信号を基に、該当する二つの前記放射線検出セルが出力するエネルギの加算値があらかじめ決められた第１の所定値に等しく、かつ前記二つの前記放射線検出セルが出力するエネルギのうち、前記ガンマ線がコンプトン散乱する場合に電子に付与されるエネルギの最大値である第２の所定値を示すエネルギ値に該当する電気信号を出力する前記放射線検出セルを、前記ガンマ線の入射位置として特定する加算エネルギ弁別部と、を備え、前記放射線検出手段それぞれの前記加算エネルギ弁別部により特定された前記放射線検出セルを含み、二つの前記放射線検出手段において前記当該ガンマ線を同時に検出した前記放射線検出セルに関し前記同時計数収集の対象とすることを特徴とするものである。
【００１５】
さらに、請求項３記載の核医学診断装置は、請求項１又は２記載の同装置において、前記放射線検出手段は、半導体検出器であることを特徴とする。
【００１６】
加えて、請求項４記載の核医学診断装置は、請求項１乃至３のいずれかに記載の同装置において、前記同時判定部は、隣接する二つの放射線検出セルから同時に出力された二つの電気信号を選定することを特徴とするものである。また、請求項５記載の核医学診断装置は、請求項１乃至３のいずれかに記載の同装置において、前記放射線検出セルを複数のグループに区分するとともに、該グループごとに前記加算エネルギ弁別部が、前記ガンマ線の入射位置を特定することを特徴とするものである。
【００１８】
【発明の実施の形態】
以下では、本発明の第一の実施の形態について図を参照しつつ説明する。図１は、本実施形態に係る核医学診断装置の構成例を示す概要図である。図１において、核医学診断装置は、放射線検出部（放射線検出手段）１、ガンマ線エネルギ弁別部２、コインシデンス判定部３、データ収集部４、画像作成部５及び画像メモリ６から構成されている。
【００１９】
放射線検出部１は、その全体の概観が平板状形態となっており、その複数が離散的、かつ、図１に示すＸＹ平面内でマトリックス状に配列された半導体検出素子１２（本発明にいう「放射線検出セル」、以下、「検出素子」という。）から構成されている。
【００２０】
また、本実施形態における放射線検出部１は、図１に示すように、寝台上の天板ＰＬに横臥した被検体Ｐの周囲に、その各々が対向するよう２台（図中符合１Ａ及び１Ｂ参照、いずれも同一構成となるもの）設けられている。これら２台の放射線検出部１Ａ及び１Ｂを利用することにより、後述するＰＥＴ収集が可能となる。さらに、これら放射線検出部１Ａ及び１Ｂの全体は、図示しない回動アームに支持されて、被検体Ｐ周囲を、図中矢印Ａに示すように、回転することが可能となっている。
【００２１】
検出素子１２は、前記被検体Ｐ内に投与された放射性同位元素から発せられたガンマ線を受けこれを直接に電気信号に変換するものである。この電気信号は、その由来となった前記ガンマ線が、放射線検出部１Ａ又は１Ｂにおけるどの位置において検知されたものであるか（換言すれば、「どの」検出素子１２において検知されたものであるか）、また、当該ガンマ線が如何なるエネルギを有するか、の各々を表象する位置情報及びエネルギ情報を含むものである。
【００２２】
より具体的に、上記検出素子１２としては、例えば化合物半導体テルル化カドミウム（ＣｄＴｅ）等を使用することが可能である。また、該検出素子１２の大きさとしては、例えばガンマ線の入射する面積につき１．６ｍｍ×１．６ｍｍ等とすることができる。なお、本発明においては、検出素子１２として、化合物半導体ＣｄＺｎＴｅを用いてもよい。また、前記電気信号を取り出すため、検出素子１２には図示しない電極が付設されるが、これは例えばプラチナとインジウムによるショットキー構造のもの等とし、プラチナ側を高電圧印加用電極、インジウム側を信号取り出し用電極、等とする。さらに、複数配設される検出素子１２の当該素子間には、図示しない絶縁シート等を設ける。加えて、これら検出素子１２の各々には電荷増幅器及び波形成形器（いずれも不図示）が付設されており、上記した電気信号は、これらを通過して出力される。
【００２３】
このような半導体検出器によれば、シンチレータを用いるものとは異なり、ガンマ線から直に電気信号を得ることが可能となるし、また特に、検出素子１２の形成は容易に小型化対応可能（つまり、高集積化できる）ものであることから、その本質的な分解能、すなわちいわゆる「イントリンシック(intrinsic)な分解能」を高くすることができる。
【００２４】
さて、図１において、ガンマ線エネルギ弁別部２は、放射線検出部１が上記したように２台設けられることに対応して、それぞれ二組（Ａ及びＢ）ずつ設けられる。また、このガンマ線エネルギ弁別部２Ａ及び２Ｂの具体的構成は、図２に示すように、タイムスタンプ部２１、座標検出部２２と、エネルギ弁別部２３並びに同時判定部２４及び加算エネルギ弁別部２５とから構成されている。図１に示すガンマ線エネルギ弁別部２Ａ及び２Ｂ各々から発する二つの信号（単純エネルギ弁別又は加算エネルギ弁別）は、上記エネルギ弁別部２３、又は、同時判定部２４及び加算エネルギ弁別部２５のいずれを通過したかに応じ取得される。
【００２５】
図２において、タイムスタンプ部２１は、放射線検出部１Ａ及び１Ｂより出力されてくる電気信号について、これが、当該放射線検出部１Ａ及び１Ｂ上で「いつ」検知されたものであるか（＝検知時間）を刻印する。また、座標検出部２２は、当該電気信号の由来となったガンマ線が、放射線検出部１Ａ及び１Ｂの「どの」検出素子１２に入射したものであるかの特定、すなわち位置情報を抽出する。
【００２６】
エネルギ弁別部２３は、前記電気信号に含まれるエネルギ情報が予め定めたエネルギ範囲内にあるものであるか否かを判定し、当該範囲内にあると判断される場合には当該ガンマ線のエネルギに比例したエネルギ信号（単純エネルギ弁別による信号、図１参照）を発し、そうでないと判断される場合には何らの信号をも発しない。なお、ここにいう「エネルギ範囲」とは、例えばエネルギ値に関し、最小値と最大値、あるいは最小値（又は最大値）と該最小値（又は該最大値）を一端とした所定の幅を指定すること等により、装置使用者が定めることが可能である。また、このエネルギ範囲は複数設定し得るし、具体的には、後述するように「コンプトンエッジ以上のエネルギ」等と設定し得る。
【００２７】
また、加算エネルギ弁別部２５は、放射線検出部１Ａ及び１Ｂいずれか一方における任意の二つの検出素子１２から出力された電気信号が、同時判定部２４により「同時」に出力されたと認識される場合（＝当該二つの検出素子１２においてガンマ線が同時に検出されたと認識される場合）には、これら二つの電気信号を選定するとともに当該二つの電気信号に係るエネルギ情報を加算し、それが所定のエネルギ値（所定値）に等しい場合には、当該二つのガンマ線のエネルギに比例したエネルギ信号（加算エネルギ弁別による信号、図１参照）を発し、そうでない場合には何らの信号をも発しない。
【００２８】
なお、上記加算エネルギ弁別部２５の作用については、後に詳しく述べる。また、エネルギ弁別部２３及び加算エネルギ弁別部２５のいずれをも通過することのなかったデータは、図２に示すように棄却されることとなる。
【００２９】
図１に戻り、コインシデンス判定部３は、上記ガンマ線エネルギ弁別部２Ａ及び２Ｂを通過した各々の信号につきタイムスタンプ部２１で刻印されている検知時間が、放射線検出部１Ａ及び１Ｂのそれぞれにおいて「同時」であるものを選択し、この選択されたデータをデータ収集部４へと送る。なお、ここにいう「同時」とは、例えば上記検知時間の差が「１０ｎｓ」程度の場合が該当する。データ収集部４では、送られてきたデータをガンマ線データとして随時蓄積していく。すなわち、本実施形態においては、上記タイムスタンプ部２１並びにコインシデンス判定部３を介することで、二組の放射線検出部１Ａ及び１Ｂで検知されたガンマ線に関する、いわゆる「コインシデンス（coincidence）収集」（同時計数収集）が行われることとなる。なお、同時と認定されないものは、図１に示すように棄却される。
【００３０】
画像作成部５は、上記データ収集部４に蓄積されたガンマ線データに基づいて、被検体Ｐ内のＲＩ分布に関するプラナー像を作成したり、また、断層像を再構成し、画像メモリ６は、これら作成又は再構成されたプラナー像又は断層像を記憶する。なお、図示されていないが、画像メモリ６以降には画像表示部等が接続され、画像メモリ６に記憶された画像が表示されることになる。
【００３１】
以下では、上記構成となる核医学診断装置の作用効果について説明する。なお、本発明は、ＰＥＴ収集を行う場合であって、通常のように光電効果のみを生起したガンマ線に基づいて画像を形成するだけでなく、放射線検出部１Ａ及び１Ｂに入射するガンマ線のうち、コンプトン散乱を一度経由し光電効果を起こすガンマ線のデータをも、画像化に利用することを特徴とするものであるから、以下では、この点を中心とした説明を行う。
【００３２】
まず、図３ステップＳ１にあるように、被検体Ｐに投与したポジトロン核種たる放射性同位元素ＲＩ（例えば、11Ｃや13Ｎ等）から放射されるガンマ線の収集を開始し（＝装置使用者が、収集開始指令を与え）、ガンマ線収集モードに入る。このガンマ線は、ポジトロン（陽電子）とエレクトロン（電子）とが結合して消滅する際に、互いが正反対の方向（１８０度方向）に放出されるペアガンマ線である（図１中、被検体Ｐ内の放射性同位元素ＲＩから伸びる破線参照）。このガンマ線放出により、放射線検出部１ないしその検出素子１２内と当該ガンマ線との間には、光電効果、コンプトン効果及び電子対生成なる三種の相互作用が生じる。
【００３３】
なお、いま述べたガンマ線収集開始の前提として、装置使用者は、収集すべきガンマ線エネルギの範囲（ないしはエネルギ・ウインドウ）、収集時間及び収集カウント数等を設定することが可能である。なお、以下においては、上記エネルギ範囲、すなわちエネルギ弁別部２３における収集対象範囲として、「コンプトンエッジ以上のエネルギ」と設定する場合について説明を展開する。
【００３４】
ちなみに、上記「コンプトンエッジ」とは、具体的には次に記すような意味を有する。まず、「コンプトン効果」とは、図４に示すように、検出素子１２内の電子Ｅと入射したガンマ線Ｇとが弾性衝突して電子Ｅが放出される一方、ガンマ線Ｇは散乱（図中Ｇｓ）する現象である。このとき電子Ｅにはガンマ線ＧによりエネルギＥｅが付与される。すなわち、検出される前記電気信号はこのエネルギＥｅに比例することとなる。この際、よく知られているように、図に示す系の運動量及びエネルギは保存されるから、散乱角θを導入して、
Ｅｅ＝Ｅ／（１＋ｍeｃ2／Ｅ（１−ｃｏｓθ））…(1)
と表せる。ただし、ｍeは電子Ｅの静止質量、ｃは光速である。
【００３５】
ところで、上記(1)式において、散乱角θが１８０度である場合、つまり図４において、ガンマ線Ｇが符合Ｇｂに示すように後方散乱する場合には、ｃｏｓθ＝−１となり、エネルギＥｅは最大値Ｅｅ  ｍａｘを示す。そして、この最大エネルギＥｅ ｍａｘが、一般に、「コンプトンエッジ」と呼ばれるものであり、（１）式から、
Ｅｅ ｍａｘ＝Ｅ／（１＋ｍeｃ2／2Ｅ）…（2）
となる。
【００３６】
以上のことからつまり、エネルギ範囲を「コンプトンエッジ以上のエネルギ」と画することによれば、コンプトン効果により検出素子１２に付与されたエネルギを無視すること、すなわち光電効果の生起に伴う光電ピークを主としたエネルギスペクトルを取得することが可能となる。なお、このことは、本発明にいう「放射線検出手段に対し所定のエネルギを付与したガンマ線を収集の対象とする」ということに他ならない。
【００３７】
さて図３に戻り、ガンマ線に関するデータ収集が開始されると、各放射線検出部１Ａ及び１Ｂの検出素子１２で検知されたガンマ線は、図３ステップＳ２にあるように、該検出素子１２の作用により、その入射した位置情報及びエネルギ情報を含む電気信号に変換される。そして、この電気信号は、図３ステップＳ３にあるように、タイムスタンプ部２１へと送られて検知時間が刻印された後、図３ステップＳ４にあるように、座標検出部２２へと送られて当該ガンマ線の位置情報が抽出される。
【００３８】
次に、図３ステップＳ５において、エネルギ弁別部２３では、当該ガンマ線のエネルギが、上記で予め設定されたエネルギ範囲、すなわち「コンプトンエッジ以上のエネルギ」内であるか否かが判断される。ここで、当該ガンマ線のエネルギが、前記エネルギ範囲内にあると判断される場合には、上記で刻印された検知時間が、放射線検出部１Ａ及び１Ｂの各々において等しいか否か、つまり「同時」に検知されたものであるか否かが、コインシデンス判定部３により判定される（図３ステップＳ７）。そしてさらに、「同時でない」と判断される場合には、当該データは棄却され（図３ステップＳ８１）、「同時である」と判断される場合には、当該データはデータ収集部４へと送られる（図３ステップＳ８２）。
【００３９】
一方、図３ステップＳ６においては、放射線検出部１Ａ又は１Ｂのいずれか一方における任意の２つの検出素子１２につき、同時に出力された電気信号において、これらのエネルギ加算値が予め設定されている「所定値」に等しいか否かが、加算エネルギ弁別部２５により、判定される。なお、同時出力と認識される電気信号は、図３ステップＳ６以前に、同時判定部２４において、タイムスタンプ部２１で刻印された検知時間に基づき選定されている。
【００４０】
ここで、上記「所定値」とは、本実施形態において、次のような背景に基づいて設定される。まず一般に、本実施形態におけるようなペアガンマ線においては、そのエネルギスペクトルが、図５に示すようなものとして取得される。この図においては、当該ガンマ線が固有に有するエネルギ値５１１ｋｅＶ近傍に見える光電ピークＰ１、また、１次〜４次までのコンプトン散乱により観測されるスペクトルＳ１〜Ｓ４、及びこれらスペクトルＳ１〜Ｓ４が同時に観測される場合のスペクトルＳ等が描かれている。また、エネルギ値３４０ｋｅＶ近傍の、いわば「壁」のように見える部位は、上記したコンプトンエッジ（図中符合、ＣＥ）である（つまり、Ｅｅ  ｍａｘ≒３４０ｋｅＶ）。ちなみに、この図５からわかる通り、上記したエネルギ弁別部２３においては、光電ピークＰ１に関与するガンマ線が主に収集されることとなるのが、端的に見てとれる。
【００４１】
ところで、検出素子１２に入射するガンマ線は、上述したように、該検出素子１２と光電効果、コンプトン効果等の相互作用をするが、本実施形態においては、その中でも特に、コンプトン散乱を一度経由した後に光電効果を生起するガンマ線に注目する。このようなガンマ線においては、例えば図６に示すように、放射線検出部１Ａ又は１Ｂ上のある１つの検出素子１２１においてコンプトン散乱をした後、「別の」検出素子１２２において光電効果を生起する場合等が考えられる。
【００４２】
そして、このような場合においては、前記検出素子１２１に対しては、コンプトンエッジＣＥ以下のエネルギＥｅが付与され、前記別の検出素子１２２に対しては、前記エネルギＥｅが剥奪された散乱ガンマ線Ｇｓ（図６参照）により、光電効果に伴うエネルギが付与されることになる。したがって、いま図６に示すような検出素子１２１におけるコンプトン散乱が、後方散乱であったと仮定すると、上記別の検出素子１２２においては、ガンマ線Ｇのエネルギ値たる約５１１ｋｅＶからコンプトンエッジＣＥのエネルギ値たる約３４０ｋｅＶを引き去ったエネルギ値、すなわち“１７１ｋｅＶ近傍“のエネルギが観測されることになる。
【００４３】
これらのことから結局、次のことが言える。すなわち、放射線検出部１Ａ又は１Ｂのいずれか一方における、任意の二つの検出素子１２で観測されたエネルギ情報の加算値が５１１ｋｅＶ近傍（かつ、一方の検出素子では１７１ｋｅＶ近傍）であれば、上記したような検出素子１２１及び別の検出素子１２２の存在が推定される。言い換えると、コンプトン散乱を一度経由した後光電効果を起こしたガンマ線の存在が推定されることになる。つまり、上記した「所定値」とは“５１１ｋｅＶ近傍”ということを意味し、本実施形態においては、これに関与するガンマ線をも、画像化の基礎とするため収集の対象とする。なお、図５においては、確かに１７１ｋｅＶ近傍のピークＰ２が観測されることが示されている。
【００４４】
なお、コンプトンエッジＣＥは、図４を参照して説明したように、ガンマ線Ｇがコンプトン散乱する場合に喪失する（＝電子Ｅに付与する）最大エネルギ（＝Ｅｅ  ｍａｘ）であったから、どのようなコンプトン散乱現象が生じたとしても、図５に示すようなピークＰ２が観測されるであろうエネルギ値は、１７１（＝５１１−“３４０近傍”）ｋｅＶ近傍以下にはなり得ない。いま述べた１７１ｋｅＶ近傍ということの「近傍」とは、上記した事情に基づいて、概ね好適な範囲を画すことが可能である。なお、この「近傍」ということについては、後述も参照されたい。
【００４５】
また、このような場合においては、上記二つの検出素子１２（図６では、検出素子１２１及び１２２）から「同時」に電気信号が検出されることから、当該ガンマ線の放射線検出部１Ａ又は１Ｂにおける入射位置の特定は次のように行う。すなわち、上記二つの検出素子１２において観測されたエネルギ値（＝付与されたエネルギ量）を確認して、これらのうちピークＰ２が「観測されない」方の検出素子１２、つまりコンプトンエッジＣＥ付近のエネルギ値が観測された検出素子１２（図６では、検出素子１２１）を、当該入射位置として特定すればよい。なお、このため、加算エネルギ弁別部２５に対しては、図３に示すように上記座標検出部２２から上記二つの検出素子１２に関する位置座標データが送信され、該データ及び上記した考え方に基づき、該弁別部２５において、入射位置（座標）が特定されることになる。
【００４６】
図３ステップＳ６、あるいは図２における加算エネルギ弁別部２５においては、以上説明したような演算が実施される。そして、このように弁別されたデータは、上記エネルギ弁別部２３を介したデータと同様にして、コインシデンス判定部３に送出されて、放射線検出部１Ａ及び１Ｂの各々につき「同時」検出されたもの（＝コインシデンス）であるか否かが判定され（図３ステップＳ７）、この判定に基づき、データ収集部４へのデータ送信（図３ステップＳ８２）、又はデータ棄却（図３ステップＳ８１）が実行されることになる。
【００４７】
結局、本実施形態においては、放射線検出部１Ａ又は１Ｂの一方又は双方で、コンプトン散乱を一度経由した後光電効果を生起したガンマ線をも収集の対象とすることが可能となる。より具体的にいえば、本実施形態においては、次の三つのパターンに則したコインシデンス収集が行われることになる。
【００４８】
すなわち、第一には、放射線検出部１Ａ（又は１Ｂ）において光電効果を生起するとともに、放射線検出部１Ｂ（又は１Ａ）において「も」光電効果を生起し、かつ、これらが同時に検出されたガンマ線、第二には、放射線検出部１Ａ（又は１Ｂ）においてコンプトン散乱を一度経由して光電効果を生起するとともに、放射線検出部１Ｂ（又は１Ａ）において「も」コンプトン散乱を一度経由して光電効果を生起し、かつ、これらが同時に検出されたガンマ線、そして第三には、放射線検出部１Ａ又は１Ｂにおいて光電効果を生起するとともに、放射線検出部１Ｂ又は１Ａにおいてはコンプトン散乱を一度経由して光電効果を生起し、かつ、これらが同時に検出されたガンマ線である。
【００４９】
なお、上記においては所定値が“５１１ｋｅＶ近傍”と設定され、加算エネルギ弁別部２５における弁別は、二つの検出素子１２から同時出力されたエネルギ情報出力の加算値が、当該所定値に一致するか否かに基づいて行われるような記載としたが、より実際的には、所定「値」といっても、一定程度の幅を持たせておくのが現実的であり、また実用的である。
【００５０】
例えば、二つの検出素子１２の一方において、「１６６ｋｅＶから３５０ｋｅＶ」のエネルギが観測され、他方では「３３０ｋｅＶから５２６ｋｅＶ」が観測される場合においては、加算エネルギ弁別部２５を通過させる、とすることが可能である。すなわち、この場合においては、上記にいう所定値は「４９６〜８７６ｋｅＶ」という幅を有し、観測されたエネルギ情報の加算値が当該幅の範囲内に存在するときには、加算エネルギ弁別部２５を通過することになる。なお、いま述べた例では、後者、すなわち「３３０ｋｅＶから５２６ｋｅＶ」なるエネルギ値が観測される方が、コンプトン散乱の生じた検出素子であり、前者、すなわち「１６６ｋｅＶから３５０ｋｅＶ」なるエネルギが観測される方が、前記コンプトン散乱の後、光電効果を生起した検出素子であることは言うまでもない。なお、上で若干述べた「近傍」という概念には、このような事情も含まれる。
【００５１】
後は、上述したようなガンマ線収集を、収集完了まで続行する（図３ステップＳ９）。収集完了であるか否かは、予め設定された上述の収集時間又は収集カウント数を参照して決定される。また場合によっては、装置使用者の直接的な指令により、途中で収集が終了される場合もありうる。
【００５２】
以上説明したように、本実施形態における核医学診断装置によれば、光電効果のみを生起したガンマ線のみを対象とするのではなく、コンプトン散乱を一度経由した後光電効果を生起したガンマ線をも収集の対象とすることから、高エネルギのガンマ線の収集効率を向上させることができる。そして、この効果は特に、比較的阻止能が低い放射線検出部１Ａ又は１Ｂにおいて顕著に享受し得る。以上のことから、本実施形態においては、より多くの情報に基づき画像作成を実施することが可能となるから、より正確な、また、高品質な画像を取得することが可能となる。
【００５３】
なお、上記実施形態においては、コンプトン散乱した後光電効果を生起したガンマ線を収集対象とする場合において、加算エネルギ弁別部２５は、「任意の」検出素子１２についての弁別に係る演算を実施するような記載としていたが、本発明においては、これを「隣り合う」検出素子１２について、実施するような形態とすることが可能である。そのためには、図２に示すガンマ線エネルギ弁別部２Ａ又は２Ｂの構成に代えて、例えば図７に示すように、隣接判定部２Ｎを付加する構成例を採用するとよい。また、「隣接」であるか否かを判定するためには、位置情報が必要であるから、図７における隣接判定部２Ｎでは、座標検出部２２からの出力を受けることが示されている。
【００５４】
なお、ここにいう「隣接」とは、例えば二次元マトリックス状に検出素子１２が配列されている場合において、その中のある一の検出素子１２に着目したときに、該検出素子１２周囲に存在する８個の検出素子１２との関係を意図する用語である（むろん、前記マトリックスの周縁あるいは角部に配列された検出素子１２に着目すると、「隣接」とは、それぞれ５個あるいは３個の検出素子１２との関係ということになる）。
【００５５】
このようにすれば、上記実施形態において暗黙の前提とされていた、放射線検出部１Ａ又は１Ｂ全面にわたった、掃引するような演算が必要なくなるから、演算速度を向上させることができる。なお、このようにしても、コンプトン散乱を一度経由した後、光電効果を生起するガンマ線は、通常、図６に示すように隣り合う検出素子１２１及び１２２間で当該現象を生じさせることが殆どであることを鑑みるに、上記のような演算対象の限定をしても、実際上、大きな問題（例えば、収集効率が極端に低下する等）は生じない。
【００５６】
また、演算速度向上という観点からは、上記実施形態において、放射線検出部１Ａ及び１Ｂ上の検出素子１２を、例えば図８に示すように複数のグループＧ１、…、Ｇ９に区分し、該グループＧ１、…、Ｇ９単位に演算を実施することが可能なエネルギ弁別部２Ｇを備えることにより、加算エネルギ弁別演算等を並列的に処理するような形態とすると好ましい。なお、図８中、エネルギ弁別部２Ｇ内の各ブロックは、図２又は図７と同様な構成となる。このようにすれば、例えば図６に示すような二つの検出素子１２についての同時判定等を、上記各ブロックのそれぞれが上記各グループＧ１、…、Ｇ９に関してのみ実施すればよいから、上記したと同様な理由により、その演算速度を向上させることができる。なお、本発明においては、グループ数を“９”にしなければならない必然性はないから、当該グループ数は自由に設定してよいことは言うまでもない。
【００５７】
さらに、上記実施形態においては、放射線検出部１Ａ及び１Ｂとして、半導体検出素子を利用する、いわゆる「半導体検出器」についての説明を行ったが、本発明は、このような形態に限定されるものではなく、例えばシンチレータがＮａＩ、ＢＧＯ、ＬＳＯ等により構成されるシンチレーションカメラを利用する場合にも同様に適用することが可能であるのは勿論である。このような場合であっても、高エネルギのガンマ線の収集効率向上という効果は同様に享受される。なお、この際特に、シンチレータをＮａＩで構成する場合においては、その阻止能が比較的低いと言われているから、本発明の適用はより効果的である。
【００５８】
更に加えて、本発明に係る核医学診断装置は、上記において説明した、図１及び図２、図７又は図８に示すような構成例ないし図３に示した処理流れに限定されるものではない。例えば、上記では、放射線検出部１が二台（１Ａ及び１Ｂ）設けられ、これらが被検体Ｐを挟んで対向するよう配置されていたが、場合によっては図９に示すように、三台の放射線検出部１００Ａ、１００Ｂ及び１００Ｃを設けたり、さらには三台以上の放射線検出部１を設けるような形態としてよい。このような場合、例えば図９のような場合においては、放射線検出部１００Ａと１００Ｂ、１００Ｂと１００Ｃ及び１００Ｃと１００Ａの間で、コインシデンス判定（収集）を行うようにすればよい。
【００５９】
また、上記図３においては、ガンマ線収集とコインシデンス判定とが、いわば並列的に実施されるような形態となっていたが、これに代えて、一定の収集時間又は収集カウント数に基づいてガンマ線収集を一旦すべて終了した後、その全データに対し、まとめてコインシデンス判定を行うような構成乃至処理の流れを採用してもよい。
【００６０】
【発明の効果】
以上説明したように、本発明の核医学診断装置によれば、コンプトン散乱を一度経由した後、光電効果を生起するガンマ線をも収集の対象とすることにより、放射線検出部において、高エネルギのガンマ線の収集効率を向上させることが可能である。この効果は特に、阻止能の比較的低い半導体検出器を放射線検出部として利用する場合に顕著となる。また、その結果、作成される画像はより正確なものとなり、かつ、その画質も向上させることが可能である。
【図面の簡単な説明】
【図１】  本発明の実施形態に係る核医学診断装置の構成例を示す概要図である。
【図２】  図１に示すガンマ線エネルギ弁別部の構成例を示す概要図である。
【図３】  本実施形態におけるガンマ線収集の処理の流れを示すフローチャートである。
【図４】  コンプトン散乱の現象を説明する説明図である。
【図５】  ペアガンマ線のエネルギスペクトルを示すグラフであって、横軸はエネルギ値、縦軸はカウント数（計数値）を示している。
【図６】  ガンマ線が放射線検出部においてコンプトン散乱を一度経由した後、光電効果を生起する場合を説明する説明図である。
【図７】  図２に示すとは別のガンマ線エネルギ弁別部の構成例を示す概要図である。
【図８】  放射線検出部における検出素子を複数のグループに区分するとともに、該グループごとにエネルギ弁別部を有する構成例を示す概要図である。
【図９】  放射線検出部を三台設ける場合の構成例を示す概要図である。
【符号の説明】
Ｐ  被検体
１、１Ａ、１Ｂ  放射線検出部
１２、１２１、１２２  半導体検出素子（放射線検出セル）
２、２Ａ、２Ｂ、２Ｇ  ガンマ線エネルギ弁別部
２１  タイムスタンプ部
２２  座標検出部
２３  エネルギ弁別部
２４  同時判定部
２５  加算エネルギ弁別部
２Ｎ  隣接判定部
３  コインシデンス判定部
４  データ収集部
５  画像作成部
６  画像メモリ
Ｇ  ガンマ線
Ｇｓ  散乱ガンマ線
Ｅ  電子
Ｐ１、Ｐ２  光電ピーク
Ｓ、Ｓ１〜Ｓ４  スペクトル
ＣＥ  コンプトンエッジ
【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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