(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
波高値分布の最頻値と平均値が異なる値を持つ複数の放射線検出器で較正線源からの一定エネルギー放射線照射を検出し、
前記較正線源からの一定エネルギー放射線照射によって得られた各放射線検出器についての波高分布内の平均値を同一として較正するエネルギー較正方法。
【請求項２】
請求項１に記載の較正方法を用いたエネルギー関心領域（以下、ＲＯＩという）の設定方法であって、
前記一定エネルギー放射線照射による波高分布内の平均値を前記ＲＯＩの基準とするＲＯＩの設定方法。
【請求項３】
放射線を検出する複数の検出器と、
前記検出器にそれぞれ対応して設けられ、前記検出器の出力を増幅する複数の信号増幅器と、
放射線照射を行う較正線源からの一定エネルギー放射線照射によって得られた前記各放射線検出器についての波高分布内の平均値を同一の値に合わせるための較正係数を設定し、検出器で検出された出力を補正するデータ処理回路を有する放射線検出装置。
【請求項４】
請求項３に記載の放射線検出装置と、
前記データ処理回路からデータを受診し、前記データ処理回路に前記較正係数の設定を行うデータ収集解析装置とを有する核医学診断装置。
【請求項５】
請求項３に記載の放射線検出装置において、
前記データ処理回路は、前記一定エネルギー放射線照射による波高分布内の平均値をエネルギー関心領域（以下、ＲＯＩという）の基準としてＲＯＩを設定されることを特徴とする放射線検出装置。
【請求項６】
請求項５に記載の放射線検出装置と、
前記データ処理回路からデータを受診し、前記データ処理回路に前記ＲＯＩの設定を行うデータ収集解析装置とを有する核医学診断装置。
【請求項７】
請求項１に記載のエネルギー較正方法において、
前記較正する際には、各検出器で独立してそれぞれエネルギー値に対して設定される指標数値を前記平均値で割って較正係数を算出し、前記較正係数を用いて較正することを特徴とするエネルギー較正方法。
【請求項８】
請求項３に記載の放射線検出装置において、
前記データ処理回路は、各検出器で独立してそれぞれエネルギー値に対して設定される指標数値を前記平均値で割って算出された較正係数を用いて較正されたものであることを特徴とする放射線検出装置。
【請求項９】
請求項４に記載の核医学診断装置において、
データ収集解析装置は、各検出器で独立してそれぞれエネルギー値に対して設定される指標数値を前記平均値で割って較正係数を算出し、前記較正係数を用いて前記データ処理回路に較正を行うものであることを特徴とする核医学診断装置。
【請求項１０】
請求項２に記載のＲＯＩの設定方法において、
全ての前記放射線検出器の波高分布について、平均値を基準としてカウントが所定量入る領域を作成し、一番領域が大きい検出器についての領域をＲＯＩに設定することを特徴とするＲＯＩの設定方法。
【請求項１１】
請求項５に記載の放射線検出装置において、
前記データ処理回路は、全ての前記放射線検出器の波高分布について、平均値を基準としてカウントが所定量入る領域が作成された中で、一番領域が大きい検出器についての領域をＲＯＩに設定されたことを特徴とする放射線検出装置。
【請求項１２】
請求項６に記載の核医学診断装置において、
前記データ収集解析装置は、前記データ処理回路にＲＯＩを設定する際に、全ての前記放射線検出器の波高分布について、平均値を基準としてカウントが所定量入る領域を作成し、一番領域が大きい検出器についての領域をＲＯＩに設定するものであ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】
本発明は、放射線検出器のエネルギー較正方法及びエネルギー較正を行った放射線検出装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
従来の放射線検出器を較正するキャリブレーション方法例として、特許文献１が挙げられる。全イメージ領域の各ピクセルでの出力信号から得たエネルギースペクトルのピーク値が同一になるように、エネルギー補正している〔０００６〕。散乱線がある場合でも、エネルギーピークが、所定チャンネル（各ピクセルで独立してそれぞれエネルギー値に対して設定される指標数値）とすることができる様に、エネルギースペクトラムのピーク値を求めて、このピーク値により導かれた全体補正係数Ｚにより各ピクセルのエネルギー補正係数を補正している〔００３８〕。
【０００３】
【特許文献１】特許第３５６６３９８号
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
捕獲欠損ノイズの左右非対称性から他のノイズ（電子ノイズなど）量の変動により同じ入射エネルギーに対しても波高分布の最頻値を変動すること、他のノイズ量が一定でも捕獲欠損ノイズの波高依存性から計測波高を非線形にすることを課題として発見した。本発明の目的は上記２点を解決し、電子ノイズ量の変動などに対し安定かつ線形なエネルギー基準を与えることにある。
【課題を解決するための手段】
【０００５】
本発明は、波高値分布の最頻値と平均値が異なる値を持つ複数の放射線検出器で較正線源からの一定エネルギー放射線照射を検出し、前記較正線源からの一定エネルギー放射線照射によって得られた各放射線検出器についての波高分布内の平均値を同一として較正するエネルギー較正方法である。
【発明の効果】
【０００６】
ノイズや入射エネルギー大小によらず、高いエネルギーキャリブレーション精度を得ることができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【０００７】
半導体検出装置およびそれを用いた核医学診断装置の一例について、適宜図面を参照しながら詳細に説明する。
【０００８】
図１は、ＳＰＥＣＴ（Single Photon Emission Computed Tomography）装置を示す。
【０００９】
ＳＰＥＣＴ装置は、複数の半導体検出器ユニット１，回転支持台１１，データ収集解析装置８、および表示装置１０を備える。半導体検出器ユニット１は、回転支持台１１に配置される。この半導体検出器ユニット１は、それぞれが独立して回転し、２ユニットを並べて撮像面積を大きくすることや、平面撮像を行うガンマカメラとして用いることができる。各半導体検出器ユニット１は、複数の半導体検出素子４，複数の信号増幅器５を持ち、データ処理回路６の多数の集積回路に接続している。
【００１０】
半導体検出器ユニット１と被検者Ｐとの間には、放射線遮蔽材（例えば、鉛，タングステン等）で形成され、多数の貫通孔を有するコリメータ２が設けられ、半導体検出器ユニット１からの視野角を制限している。また、半導体検出器ユニット１が、遮光・電磁シールドを持つことで被検者Ｐから出射されるγ線３以外の電磁波の影響が遮断されている。遮光・電磁シールドは、アルミニウムなどの材料で形成される。
【００１１】
放射性薬剤が投与された被検者Ｐが載っているベッドＢは移動機構を備え、被検者Ｐは、半導体検出器ユニット１の間に移動される。被検者の体内からは、放射性薬剤の壊変に伴うγ線（消滅γ線）が放出される。
【００１２】
被検者Ｐの体内において、放射性薬剤が集積した集積部Ｃから放出されるγ線３は、コリメータ２内の貫通孔を通って半導体検出器ユニット１内の各半導体検出素子４に入射される。半導体検出素子４から出力される信号誘起電荷は信号増幅器５で電圧信号として波形整形および増幅され、データ処理回路６で電圧信号波高のアナログ−デジタル変換，増幅器アドレス−検出器ＸＹアドレス変換，時刻情報の取得，リアルタイム波高キャリブレーション等の後段信号処理を行う。
【００１３】
尚、ここでは、半導体検出素子４のそれぞれが一つの検出器として画像の一つのピクセルを形成するものとして説明したが、複数の半導体素子で一つの検出器としても良い。
【００１４】
データ収集解析装置８はデータ処理回路６からデータを受診し、データの保存，エネルギースペクトル解析，画像処理などを行い、表示装置１０でユーザに対する視覚情報の出力を行う。
【００１５】
回転支持台３の回転制御，半導体検出器ユニット１と被検者Ｐとの間の距離の制御、およびベッドＢによる被検者Ｐの位置制御は、操作パネル７によってＳＰＥＣＴ装置の近傍で行えると共に、データ収集解析装置８によって遠距離から行うことも可能である。
【００１６】
次に、半導体検出器素子による信号の波高分布について、図２を参照して説明する。半導体検出器では放射線の電離作用による電子正孔対の収集に伴い生成する誘起電荷を信号として取得する。しかし、不純物準位などによる電子や正孔の捕獲が発生し、デトラップまでの時間がパルス整形時間に比べて長い場合、その電荷は信号に寄与できず、信号波高の欠損となる。平行平板型の半導体検出器では、
電子移動度：μe［cm／ｓ／（Ｖ／cm）］
正孔移動度：μh［cm／ｓ／（Ｖ／cm）］
電子寿命：τe［ｓ］
正孔寿命：τh［ｓ］
電圧：Ｖ［Ｖ］
平板間距離：ｄ［cm］
入射放射線の反応位置：ｘ［cm］（アノードからの距離）
電子平均自由行程λe＝μe・τe・Ｖ／ｄ［cm］
正孔平均自由行程λh＝μh・τh・Ｖ／ｄ［cm］
としたときの捕獲欠損波高Ｈ［％  捕獲なし波高］は
【００１７】
【数１】
0004670704.tif 000002
で与えられる。ＣｄＴｅ，ＣＺＴなど電子と正孔の平均自由行程が大きく異なる半導体の場合には、図２のように捕獲欠損波高の確率密度分布は顕著な左右非対称性を持つ。
【００１８】
種々の放射線のうち、核医学分野で用いるγ線ではα線・β線に比較して物体に対する平均自由行程が大きいため反応位置をカソード側に局所化することができず、この捕獲欠損の問題が大きい。
【００１９】
捕獲欠損は単純には印加電圧を大きくすることで改善できるが、稠密配置における絶縁確保，半導体自体のリーク電流の増大などの問題から実際上の限界がある。
【００２０】
核医学診断装置においては回路コストおよび発熱上、信号増幅器５あたりの半導体検出素子４の体積を大きく取る必要があり、特にリーク電流が大きくなりやすく電圧を上げることが難しい。
【００２１】
また、ライズタイム測定回路を追加してライズタイムとの相関から波高を補正する方法や、Frisch Gridと呼ばれる誘起電荷生成空間をアノード近傍に制限する電極を加える方法でも捕獲欠損を軽減できるが、核医学診断装置のように大量の測定回路を必要とする用途ではコストの増大が問題となり採用が困難である。以上から、捕獲欠損が避けられないときにその影響を最小限に抑えることを考える。
【００２２】
図３に重畳ノイズ量による波高分布変化（最頻値移動）を示す。実際には捕獲欠損による波高分布の拡がり（以下、捕獲欠損ノイズ）以外にも電子の熱振動によるノイズなど複数のノイズ原因があり、得られる波高分布はそれらを重畳したものとなる。図３は、λe／λhをＣｄＴｅに相当する約１０とし、最大時（ｘ＝ｄ）で９％、最低時（（ｄ−ｘ）／λe＝ｘ／λh）となる信号）で１％程度の欠損が起こる場合に、他のガウス分布ノイズの量を半値幅で１.０〜５.０％に変化させた場合の重畳ノイズ波高分布である。図内で最も悪いときでも重畳後のエネルギー分解能は７.５％ 程度と、従来のシンチレータに対し優位性があり、妥当な捕獲欠損量での検討である。
【００２３】
放射線計測において一般に波高分布の代表値として用いられる指標である最頻値が、ガウス分布ノイズの増加と共に低くなることがわかる。完全にガウス分布ノイズが主となるまで増大すれば、最頻値は捕獲欠損分布の平均値まで下がり、図３の場合には最頻値の変動幅は最大約３％となる。
【００２４】
これに対し、各重畳後分布の平均値は重畳ノイズ量に対し不動である。
【００２５】
図４にエネルギースペクトルにおける最頻値位置の非線形性を示す。電子ノイズなどほとんどのノイズは入力エネルギーに依存せず、入力エネルギーが大きくなれば信号波高のＳＮ比が良くなる。しかし、捕獲欠損ノイズでは、信号キャリア電荷（電子と正孔）の捕獲が続く信号キャリア電荷の捕獲確率を変えないという通常の条件下では、ノイズが入力エネルギーに比例し、高エネルギー測定でもＳＮ比は改善されない。また、ＳＮ比が改善されないのみならず、他の（ガウス分布の）ノイズと捕獲欠損ノイズの比率が入力エネルギーに依存して変化するため、図３と同様に分布形状が変動する。
【００２６】
これは、入力エネルギーに対して単独の捕獲欠損分布においては最頻値が線形性を保っていても、他のノイズが重畳した分布においては最頻値が入力エネルギーに対して非線形性を持つことを示す。
【００２７】
複数の信号増幅器５は一般にそれぞれゲインとオフセットの誤差を持ち、各信号増幅器５から得た信号をキャリブレートする必要がある。ここで、キャリブレートとは複数の放射線検出素子４と信号増幅器５の組に対して、各組の個別スペクトル上の基準値が統合スペクトル上の同一の波高値になるように変換することを指す。そのために各組に対し複数の較正係数を与え、取得信号値に対して乗算や加算を行う。線形であればこの場合ゲイン較正係数とオフセット較正係数の２個で完全なキャリブレートができるが、非線形であれば程度に応じて増やす必要があり、しかも一般に完全なキャリブレートにはならない。以下、この較正係数群をキャリブレーション用データと呼ぶ。
【００２８】
核医学診断装置のような多数の信号増幅器５を持つ装置では、配線容量ノイズや配線体積コストなどから、それぞれの信号増幅器５に対し同一のパルサーを用いることができず、個別の信号増幅器５ごとにパルサーをつくれば、パルサー同士の特性誤差が発生するため必要な精度のキャリブレーション用データが得られない。従ってキャリブレーション用データを得るためには較正用線源１２を用いる必要がある。
【００２９】
以上の前提で、従来のように個別スペクトル上の最頻値を用いてキャリブレートすれば前記の非線形性が問題となる。具体的には、非線形な基準をキャリブレートする場合には多種類のエネルギーにおける較正用線源１２が必要となり、キャリブレーション用データ取得時間（例えば数時間／エネルギー１種）がＮ倍に増大すること、キャリブレーション用データが増えるとデータ処理回路６上のメモリを消費し、リアルタイム処理にかかるコストが大きくなることなどが挙げられる。
【００３０】
これに対し、捕獲欠損は入力エネルギーに比例し、その分布の平均値は入力エネルギーに対して線形であること、ガウス分布ノイズを重畳した実測の波高分布の平均値は捕獲欠損分布の平均値と一致することの２点から、実測の波高分布の平均値は入力エネルギーに対し線形であり、線形なエネルギーのキャリブレーションが可能となる。また、ノイズの量に対し平均値が変動しないため、ノイズ変動の度（例えば数日〜数週間）にキャリブレーション用データの取得を行う必要がなく、キャリブレーション用データ取得の時間間隔を広く（例えば１年）とることができる。
【００３１】
特にコンプトン散乱におけるコンプトン反跳電子および光子を用いる場合、エネルギースペクトル全域にわたる線形性の確保が重要であることを明記しておく。
【００３２】
また、有限のカウント数でキャリブレートするとき、形状が未知の分布の最頻値を用いれば最頻値のごく近傍（≒必要キャリブレート精度、例えば０.１％ 幅）で大きなカウントを稼ぐ必要があり、誤差の収束が遅い。平均値を用いれば分布の全体のカウントが誤差収束に寄与するため、短時間で高精度のキャリブレートが可能となり、これも大きな利点である。
【００３３】
図５はノイズ変動とエネルギー関心領域（以下、ＲＯＩという）の関係を示す図である。温度変化に伴うリーク電流変動などを想定し、ガウス分布ノイズが時間に対し一定でない場合について述べる。図５上段図は最頻値によるキャリブレーション後のノイズ変動に対するＲＯＩからのカウント漏れを示す。放射線検出素子４と信号増幅器５のある組Ａにおいて、ガウス分布ノイズが小さいときに最頻値を基準としてキャリブレートし、最もガウス分布ノイズが大きいある組Ｂに合わせてＲＯＩを設定した場合、組Ａのガウス分布ノイズが組Ｂと同程度に増大すれば図５上段のように波高分布はＲＯＩを大きくはみ出ることとなる。図５下段にキャリブレーション基準として平均値を用いた場合を示す。キャリブレーション基準として平均値を用いた場合には、図５上段とは異なり、組Ａのガウス分布ノイズが組Ｂと同程度に増大しても、ノイズ変動により波高分布がＲＯＩから大きくはみ出ることを回避できる。以上から、ノイズの変動に対しても平均値がエネルギーキャリブレーション基準として好適である。
【００３４】
また、入力エネルギーに依存するガウス分布ノイズとして、電荷キャリア生成量統計ノイズがあるが、半導体検出器では十分小さく、また低エネルギーで波高に対する比率として大きくなるため、最頻値変動などの問題を大きくする方向であり、上記議論はそのまま通用するため無視した。同様に、弾道欠損ノイズ，特性Ｘ線のエスケープ，光電子およびコンプトン反跳電子のエスケープなどについても、主ノイズ要因ではなく無視した。
【００３５】
キャリブレーション方法について説明する。キャリブレーション方法は、波高値分布の最頻値と平均値が異なる値を持つ複数の放射線検出器４で較正線源１２からの一定エネルギー放射線照射を検出し、較正線源からの一定エネルギー放射線照射によって得られた各放射線検出器４についての波高分布内の平均値を同一に較正する。各放射線検出器４についての波高分布内の平均値を同一に較正する際には、データ収集解析装置８によりデータ処理回路６のメモリに記憶されている較正係数を設定することにより行われる。
【００３６】
較正係数は、次の様に算出される。放射線源を使用してデータ収集を行う（ＳＴ１）。各ピクセルにおける平均エネルギーを算出する（ＳＴ２）。各ピクセルで独立してそれぞれエネルギー値に対して設定される指標数値であるチャンネルを設定する。例えば、平均値を所定チャンネルとして１０００ｃｈに設定する（ＳＴ３）。所定チャンネルを平均値で割って較正係数を算出する（ＳＴ４）。この様にして算出された較正係数を用いて、検出器で検出された出力を補正する。
【００３７】
ＲＯＩ設定方法について説明する。ＲＯＩ設定方法は、上述した較正方法を用い、一定エネルギー放射線照射による波高分布内の平均値をエネルギー関心領域（ＲＯＩ）の基準としてＲＯＩの設定をする。全てのピクセルについての波高分布について、平均値からカウントが所定量（例えば９８％）入る領域を作成し、一番領域が大きいピクセルについての領域をＲＯＩに設定する。
【００３８】
上述の様に、二つの分布を重畳した新しい分布は重心を共有することを用い、捕獲欠損ノイズとガウス分布ノイズの重畳である実測波高分布のエネルギーへのキャリブレーション基準として波高分布の平均値を用いる。よって、ノイズや入射エネルギー大小によらず、高いエネルギーキャリブレーション精度を得ることができ、エネルギー分解能を全エネルギー領域にわたり高めるのと同等の効果を持つ。これにより散乱線等不要信号の除去率を高めることができ、ＳＮ比（核医学診断装置では画質）が向上する。平均値は最頻値に比べ、取得カウント数に対する収束が早いため、短時間で高精度なキャリブレーション用データの収集を実現できる。ノイズの変化に影響されないキャリブレーション手法のため、ノイズ変動の度にキャリブレーション用データの取得を行う必要がなく、キャリブレーション用データ取得の時間間隔を広くとることができる。乗算および加算のみが必要な線形キャリブレーションのため、リアルタイムのエネルギーキャリブレーションが容易となる。
【００３９】
更にＲＯＩの設定基準としても平均値を用いる。これによりノイズ変動によるカウントの漏れを無くすことができる。
【００４０】
本実施例ではＳＰＥＣＴ検査装置の説明をしてきたが、対象に対し１８０度対向に検出器群を配置すること、波高読出系に加えて時間検出系の回路を追加することでＰＥＴ装置としての実施も可能となる。
【００４１】
半導体放射線検出器ではなく、シンチレータを用いた検出器にも適用できる。
【００４２】
放射線検出装置は、ＳＰＥＣＴ装置の半導体検出器ユニット１、又は、ＰＥＴ装置の
１８０度対向に配置された検出器群としての検出器ユニットである。
【００４３】
核医学診断装置は、放射線検出装置と、データ収集解析装置８を有する。
【００４４】
尚、以下に半導体放射線検出器について詳述する。従来、γ線等の放射線を検出する放射線検出器としては、ＮａＩシンチレータを用いたものが知られている。ＮａＩシンチレータを備えるガンマカメラ（核医学診断装置の一種）において、放射線（γ線）は、多数枚のコリメータによって制限された角度でシンチレータに入射し、ＮａＩの結晶と相互作用を起こしてシンチレーション光を発する。この光はライトガイドを挟み、光電子増倍管に到達して電気信号となる。電気信号は、計測回路固定ボードに取り付けられた計測回路で整形され出力コネクタから外部のデータ収集系へと送られる。なお、これらシンチレータ，ライトガイド，光電子増倍管，計測回路，計測回路固定ボード等は全体が遮光シールドケースに収納され、外部の放射線以外の電磁波を遮断している。
【００４５】
一般にシンチレータを用いたガンマカメラでは、１枚の大きなＮａＩ等の結晶の後に大きな光電子増倍管（フォトマルともいう）を置く構造としているため、固有位置分解能は４mm程度に留まる。また、シンチレータは放射線から可視光、可視光から電子と多段階の変換を経て検出を行うため、エネルギー分解能が悪いという問題点を持つ。そのため、混入した散乱線を分離できず、γ線を放出する真の位置情報をあらわす信号に対するＳＮ比が低下し、画質の劣化、もしくは、撮像時間の増加が課題として挙げられている。ちなみに、ＰＥＴ装置（陽電子放出型断層写真撮影装置）では、５〜６mm、ハイエンドのＰＥＴ装置で４mm程度の位置分解能のものがあるが、同様にＳＮ比に起因する問題点を含んでいる。
【００４６】
このようなシンチレータとは異なる原理で放射線を検出する放射線検出器として、CdTe（テルル化カドミウム），ＴｌＢｒ（臭化タリウム），ＧａＡｓ（ガリウム砒素）等の半導体材料を用いた半導体放射線検出素子を備えた半導体検出器がある。
【００４７】
この半導体検出器は、半導体放射線検出素子が、放射線と半導体材料との相互作用で生じた電荷を直接電気信号に変換するため、シンチレータよりも電気信号への変換効率がよく、エネルギー分解能が優れているため、注目されている。ここで、エネルギー分解能が優れていることは、真の位置情報を示す放射線検出信号のＳＮ比が向上する、すなわち検出精度が向上することを意味し、画像のコントラスト向上、撮像時間の短縮など様々な効果が期待できる。そして、この半導体放射線検出素子を基板上に二次元的に配置することによって、放射線の出射源の位置を検出することができる。
【００４８】
化合物半導体では真性半導体に比べて移動度・寿命積が低く、実用上の電圧では正孔の捕獲現象により波高分布が広がると共に、左右非対称になる問題がある。これにより、従来のシンチレータにおけるガウス分布としての取扱い（最頻値＝平均値など）が不可能になっている。
また、核医学診断装置のような検出素子の大量利用時には各検出素子の性能ばらつきが発生し、ノイズの個体差や時間変化が無視できない場合があり得る。
【図面の簡単な説明】
【００４９】
【図１】本発明にかかる核医学診断装置としてのＳＰＥＣＴ装置の構成を示す概念図である。
【図２】半導体検出素子の捕獲欠損波高分布を示す図である。
【図３】半導体検出素子の重畳ノイズ量による波高分布変化（最頻値移動）を示す図である。
【図４】半導体検出素子のエネルギースペクトルにおける最頻値位置の非線形性を示す図である。
【図５】ノイズ変動とＲＯＩの関係を示す図である。
【符号の説明】
【００５０】
１…半導体検出器ユニット、２…コリメータ、３…γ線、４…半導体検出素子、５…信号増幅器、６…データ処理回路、７…操作パネル、８…データ収集解析装置、９…入力・操作装置、１０…表示装置、１１…回転支持台、１２…外部較正用線源、Ｐ…被検者、Ｂ…ベッド、Ｃ…線源集積部。
【図１】
0004670704.tif 000003
【図２】
0004670704.tif 000004
【図３】
0004670704.tif 000005
【図４】
0004670704.tif 000006
【図５】
0004670704.tif 000007