(57)【要約】    【課題】  位置分解能及びエネルギー分解能の改善された核医学画像診断用放射線検出器、その検出器を備えた装置、特にPET装置を提供することを目的とする。さらに、該検出器を備えたコンプトンカメラを提供することも目的とする。    【解決手段】  入射した放射線が検出器構成物質の電離作用を起こしてキャリアを発生させた位置を検出器内における３次元の位置情報として算出できる放射線検出器を使用することにより、空間位置分解能を大幅に改善できる。該検出器としては、HPGe検出器が挙げられる。HPGe検出器は高エネルギー分解能という特性も有するため、プライマリ光子と散乱光子を識別することができ、測定精度及び感度の向上を図ることができる。さらに、コンプトンカメラとしての使用も可能となる。【選択図】  図１
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
放射線と相互作用する物質で構成される検出部を備え、
入射した放射線が検出部と相互作用を生じた位置の３次元情報と、入射した放射線が検出部と相互作用を生じた時間と、入射した放射線が検出部に付与したエネルギーとを測定する、核医学画像診断用放射線検出器。
【請求項２】
入射した放射線の検出部との相互作用がキャリアの発生を伴う電離作用であり、入射した放射線が検出部と相互作用を生じた位置がキャリア発生位置であり、入射した放射線が検出部と相互作用を生じた時間がキャリア発生時間である、請求項１の放射線検出器。
【請求項３】
放射線と相互作用する物質で構成される検出部が２つの平行な面を有するよう構成し、その２つの平行な面に電圧を印加して検出部内に電場を発生させ；電圧を印加する面の一方又は両方を信号検出面とし、信号検出面を複数のセグメントに分割し；入射した放射線の電離作用によりキャリアが発生し、そのキャリアが電場によって信号検出面に移動し；各セグメントにおいて、キャリアの移動により誘導される電荷を電気信号に変換して測定し；それらの電気信号からキャリア発生位置の３次元情報が得られる；請求項２に記載の放射線検出器。
【請求項４】
セグメントにおいて測定される電気信号を時間に対してプロットした曲線の形状から少なくとも１つの座標情報が得られる請求項１〜３の何れかに記載の放射線検出器。
【請求項５】
セグメントが複数の群を構成し、セグメントの群の中で最も強い信号が得られたセグメントを選択することにより座標情報が得られる、請求項１〜４の何れかに記載の放射線検出器。
【請求項６】
放射線がγ線である請求項１〜５の何れかに記載の放射線検出器。
【請求項７】
検出部が半導体である請求項１〜６の何れかに記載の放射線検出器。
【請求項８】
検出部が高純度ゲルマニウムである請求項１〜７の何れかに記載の放射線検出器。
【請求項９】
位置分解能が1.5 mm以下である請求項１〜８の何れかに記載の放射線検出器。
【請求項１０】
被検体収納部と、
該収納部の外周に配列された、請求項１〜９の何れかに記載された２以上の放射線検出器と、
該放射線検出器に入射した放射線が検出部と相互作用を生じた位置の３次元情報を算出する手段と、
入射した放射線が検出部と相互作用を生じた時間を検出する手段と、
入射した放射線が検出部に付与したエネルギーを測定する手段と、
を備え、入射した放射線が検出部と相互作用を生じた位置、入射した放射線が検出部と相互作用を生じた時間、及び入射した放射線が検出部に付与したエネルギーを用いて被検体のRI分布像が作成される核医学画像診断装置。
【請求項１１】
RIがポジトロン放出型であり、ポジトロンの消滅に伴って放出されるγ線を検出する請求項１０の画像診断装置。
【請求項１２】
放射線検出器が散乱光子とプライマリ光子とを識別できるエネルギー分解能を有し、プライマリ光子の対のみを用いてRI分布像を得る請求項１１の画像診断装置。
【請求項１３】
放射線検出器が散乱光子とプライマリ光子とを識別できるエネルギー分解能を有し、プライマリ光子−散乱光子の対、散乱光子−散乱光子の対、若しくはプライマリ光子−プライマリ光子の対、又はそれらの組み合わせを用いてRI分布像を得る請求項１１の画像診断装置。
【請求項１４】
入射した放射線が検出部と相互作用を生じた時間及び入射した放射線が検出部に付与したエネルギーに基づき、１の放射線によって起きた２以上の相互作用の群を選択し；それらの相互作用における位置情報及び付与エネルギーから放射線放出位置を算出してRI分布像を得る；請求項１０の画像診断装置。
【請求項１５】
１の放射線によって起きた２以上の相互作用の各々が異なる検出器で起きたものである請求項１４の画像診断装置。
【請求項１６】
空間分解能が1.5 mm以下である請求項１０〜１５の何れかに記載の画像診断装置。
【請求項１７】
（ａ）  被検体から放出される放射線を被検体の周囲に配置した放射線検出器で検出し、入射した放射線が放射線検出器の検出部と相互作用を生じた時間と、入射した放射線が検出部と相互作用を生じた位置の３次元情報と、入射した放射線が検出部に付与したエネルギーとを測定する工程；
（ｂ）  入射した放射線が検出部と相互作用を生じた時間及び入射した放射線が検出部に付与したエネルギーを用い、１の現象から発生した放射線の対を選択する工程；
（ｃ）  １の現象から発生した放射線の対の各々が検出部と相互作用を生じた位置の３次元情報に基づき、放射線放出位置を求める工程：
を含む、被検体のRI分布像を作成する方法。
【請求項１８】
入射した放射線が検出部に付与したエネルギーを用いて、プライマリ光子−プライマリ光子の対を選別する工程をさらに含む、請求項１７の方法。
【請求項１９】
入射した放射線が検出部に付与したエネルギーを用いて、プライマリ光子−プライマリ光子の対、プライマリ光子−散乱光子の対、及び散乱光子−散乱光子の対を選別する工程をさらに含む、請求項１７の方法。
【請求項２０】
（ｉ）  被検体から放出される放射線を被検体の周囲に配列された放射線検出器で検出し、入射した放射線が放射線検出器の検出部と相互作用を生じた時間と、入射した放射線が検出部と相互作用を生じた位置の３次元情報と、入射した放射線が検出部に付与したエネルギーとを測定する工程；
（ｉｉ）  入射した放射線が検出部と相互作用を生じた時間及び入射した放射線が検出部に付与したエネルギーを用い、１の放射線により生じた２以上の相互作用の群を選択する工程；
（ｉｉｉ）  １の放射線により生じた２以上の相互作用の群について、入射した放射線が検出部と相互作用を生じた位置の３次元情報と、入射した放射線が検出部に付与したエネルギーとに基づき放射線放出位置を算出する工程；
を含む、被検体のRI分布像を作成する方法。
【請求項２１】
１の放射線により生じた２以上の相互作用の各々が異なる検出器で生じたものである請求項２０の方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、核医学画像診断用放射線検出器、画像診断装置、及び、放射性同位元素（radio isotope; RI）の分布像を作成する方法に関し、特にポジトロン（β+）放出型の放射性同位元素（radio isotope; RI）の分布像を得るポジトロン放出断層撮影（PET：Positron Emission Tomography）装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
同時計測法を用いたPET
PETは、ポジトロン放出型RIを含有する薬剤を患者に投入し、放出されたポジトロンが消滅する際に生じるγ線を検出してRI分布像を得るという原理に基づく。ポジトロンが消滅する際に、決まった511keVのエネルギーのγ線が２本同時に反対方向へ放出される。このγ線は、一般に消滅γ線と呼ばれる。消滅γ線の対が有する一定エネルギー及び反対方向への進行という特徴を利用して、消滅γ線の対を選択的に検出することができる。つまり、２つの異なる検出器で同時に測定される511 keVのγ線の対が、１のポジトロン消滅から生じる消滅γ線の対であるため、このγ線の対のみを画像化に用いることにより、ノイズの混入を防ぎ高感度で定量的な検出を行うことができる（同時計測法）。同時に測定されるγ線の検出位置を結んだ直線上に放射線放出位置があり、各々のγ線の対から作成した直線を重ね合わせ、RI分布像を得ることができる（例えば非特許文献１を参照）。
【０００３】
同時計測法を用いたPETは、癌、心臓疾患、脳疾患といった疾病の診断、各種臓器の機能診断、脳神経系の研究、薬物動態や代謝の研究等に広く使用されている。
【０００４】
従来のγ線検出器
従来、PETにおけるγ線の検出には、シンチレータとしての結晶素子（例えばBGO（Bi4Ge3O12））と光電子増倍管（photomultiplier tube; PMT）とを含む検出器が使用されてきた。この検出器では、入射したγ線によってシンチレータが蛍光を発し、その蛍光をPMTにより電気信号に変換する。従って、γ線の検出は結晶素子単位で行われる。
【０００５】
結晶素子は通常直方体であり、被検体に向けられる面が入射面となる。入射面と垂直に入射するγ線を検出する場合、γ線放出位置は、対向する検出器の入射面を結ぶ角柱の中に存在することになる。従って、放出位置は入射面のサイズの精度で算出され、結晶素子の厚みには依存しない。
【０００６】
しかし実際には、入射面の法線方向からずれた方向で入射するγ線も多い。この場合のγ線放出位置は、γ線を検出した結晶素子同士を結ぶ角柱の中に存在することになる。この角柱の軸に垂直な断面は、入射面だけでなく結晶の厚みにも依存する。従って、薄い結晶素子を使用することが望ましい。
【０００７】
被検体収納部の直径が約５０ｃｍである通常のPET装置では、空間分解能が検出器の位置分解能にほぼ等しい。シンチレータ及びPMTを使用する従来の検出器の位置分解能（半値全幅（Full Width at Half Maximum; FWHM） で表される）は約4-5mmであり、RI分布像の分解能も約4-5mmとなる。しかしこの分解能では充分な解像度の画像が得られるとはいえず、さらなる分解能の改善が求められている。
【０００８】
例えば、上記の分解能では癌の位置を精密に決定することが困難な場合があり、早期癌といった微細な病変検出も困難である。脳神経系等での研究においても、局所的な部位の機能を特定する上で、より高い位置分解能が求められている。さらに、測定時間を低減して患者への負担を減らし、RI投与量を削減して患者の被曝量を低減するためには、感度を高めることが望ましい。
【０００９】
従来の検出器を改良して、検出器の位置分解能を改善する試みもなされている。位置分解能を改善するための方法としては、結晶素子のγ線入射面の微小化、及びそれに応じたPMTの小型化が挙げられる。
【００１０】
しかし、結晶素子の厚みを保ったまま入射面を小さくすると結晶素子の体積が減少し、感度が低下する。なぜなら、結晶素子のγ線検出感度、つまりγ線の光電吸収確率は、結晶素子の体積に比例するからである。感度低下を補うためには、結晶素子の厚みを増やして結晶素子の体積を一定に保つこともできる。しかし、前述の通り、厚みを増加させると検出器の分解能は低下する。また、γ線入射面の微小化はPET装置に必要な検出器の数の増大につながり、装置の複雑化を招く。
【００１１】
PMTの小型化に伴って生じる問題もある。まず、PMTが小型化すると高電圧を印加するグリッド電極を小さくする必要が生じ、均一な電場を発生させることが困難となって、正確な測定を妨げることになる。また、PMTを小型化すると発熱量が増加し、その結果PMTの温度が上昇して光電陰極からの暗電流（dark current）が増加し、この暗電流がＳＮ比を悪化させる。
【００１２】
ＤＯＩ検出器
近年、検出器の感度を保ちつつ位置分解能を向上させることを目的として、DOI（Depth of Interaction）検出器の開発が進められている（例えば、非特許文献２及び３を参照のこと）。
【００１３】
DOI検出器はシンチレータとしてGSO（Gd2SiO5:Ce）を使用する。そして、入射面サイズを一辺3mmと小さくする一方で、複数の結晶素子を積層して厚くすることにより感度の低下を防いでいる。この積層結晶素子では、単に同じ結晶素子を厚くするのではなくCe濃度の異なる結晶素子を積層しており、Ce濃度に応じて各層が異なる蛍光プロファイルをもたらすため、蛍光プロファイルから検出器の深さ方向の情報が得られる。この深さ方向の情報を加味することにより、結晶素子全体を厚くすることによる位置分解能の低下を防いでいる。
【００１４】
しかしDOI検出器であっても、位置分解能が各層の結晶素子の大きさに依存しているという点では従来の検出器と同様である。実際、DOI検出器の分解能は約3mmであり、従来法（約4-5mm）から大幅に改善されるとはいえない。
【００１５】
さらに、従来の検出器はエネルギー分解能が低いため（例えばBGOでは511 keVのγ線について40 keV（8%））、画像の精度を向上する上で問題となっている。その理由を以下に説明する。
【００１６】
前述の通り、PETでは反対方向に進む２つの消滅γ線を対向する検出器で同時計測することによりノイズの混入を防いでいる。この同時計測法では、放出当初のエネルギー及び進行方向を保った光子（プライマリ光子）を画像化に用いることが前提である。しかし、被検体内部ではプライマリ光子が散乱され、エネルギーを損失して進行方向を変えることがある。この散乱された光子は散乱光子と呼ばれる。１のポジトロン崩壊から生じた散乱光子及びプライマリ光子の対は同時に計測されるが、散乱光子の進行方向が変わっているため、放射線放出位置は散乱光子の検出位置とプライマリ光子の検出位置を結ぶ直線上にない。この様な光子の対を画像化に用いると、ノイズが混入し測定精度が低下する。従って、散乱光子とプライマリ光子をエネルギーにより識別してプライマリ光子同士の対のみを画像化に使用することが望ましい。あるいはまた、散乱光子−プライマリ光子の対及び／又は散乱光子−散乱光子の対についても、散乱により損失したエネルギーを考慮して画像化に用いることが望ましい。
【００１７】
しかし、従来の検出器ではエネルギー分解能が低いためプライマリ光子と散乱光子の区別することなく有意な情報としてカウントする場合があり、同時計測の原理からすれば本来画像化に用いるべきでないγ線の対も画像化に用いてしまうことがある。そこで、検出器のエネルギー分解能の改善が望まれている。
【００１８】
１の放射線のみを放出する核種の画像化
１の現象から放射線の対が放出されるのではなく、１の現象から１の放射線のみを放出する核種が利用される分野では、１の放射線に由来する相互作用から放射線放出位置を測定する装置が必要とされる。その様な分野としては、密封小線源治療といった放射線治療などの分野が挙げられる。密封小線源治療としては、例えば192Irを治療線源として利用するRALSや、前立腺癌に適用される125Iなどの線源の永久刺入タイプが挙げられる。これらの治療方法では放射線源を治療計画通りの位置に正確に挿入する必要があるため、高精度で線源の位置を把握することが好ましい。
【００１９】
さらに、PET装置と同一の装置で該放射線源の３次元画像を得ることができれば、腫瘍及び線源の位置を同時に認識することができ、優れた治療が可能となる。
以上のように、位置分解能が高くエネルギー分解能が高い放射線検出器、RI分布像を高い空間分解能で作成できるPET装置、及び、RI分布像の作成方法が求められている。また、１の放射線のみを放出するRIの分布像を高い空間分解能で作成できる装置及び方法が求められている。
【非特許文献１】H. Murayama et al., "Basic and prospective aspects of iterative image reconstruction methods in nuclear medicine", Jpn. J. Med. Phys.、1999、Vol.19、No. 3、 p130-204.
【非特許文献２】T. Yamaya et al., Jpn. J. Med. Phys.、2001、Vol. 21、No.4、p.223-231.
【非特許文献３】H. Murayama, et.al., "Design of a depth of interaction detector with a PS-PMT for PET.", Proc.of 1999 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging Conference. Seattle, U.S.A., Oct. 23-30, Seattle, 1999, p1045-1051.
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００２０】
本発明は上記のような事情に鑑みなされたものであり、位置分解能が改善された核医学画像診断用放射線検出器、空間分解能が改善された核医学画像診断装置、及び高い空間分解能でRI分布像を作成する方法を提供することを目的とし、特に高空間分解能のPET装置を提供することを目的とする。また、上記の放射線検出器を用い、１の放射線のみを放出するRIの分布像を高い空間分解能で作成できる装置及び方法を提供することも目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００２１】
本発明者らはこれらの課題を解決すべく鋭意検討を進めた結果、放射線による相互作用が生じた位置を３次元で特定できる放射線検出器を用いることにより、検出器のサイズに限定されずに位置分解能を改善できることを見出し、本研究を完成させた。また、上記の特性に加え高いエネルギー分解能をも有する検出器を利用することにより、高い空間分解能でPET画像が作成できることを見出した。さらに、該検出器をコンプトンカメラの検出器として用いることにより、高い空間分解能でRI分布像が得られることも見出した。
【００２２】
即ち上記課題は、放射線と相互作用する物質で構成される検出部を備え、入射した放射線が検出部と相互作用を生じた位置の３次元情報と、入射した放射線が検出部と相互作用を生じた時間と、入射した放射線が検出部に付与したエネルギーと測定することができる核医学画像診断用放射線検出器により解決される。相互作用をキャリアの発生を伴う電離作用とし、相互作用を生じた位置をキャリア発生位置とし、相互作用を生じた時間をキャリア発生時間とすることができる。
【００２３】
本発明の検出器では、放射線と相互作用する物質で構成される検出部が２つの平行な面を有するよう構成し、その２つの平行な面に電圧を印加して検出部内に電場を発生させ；電圧を印加する面の一方又は両方を信号検出面とし、信号検出面を複数のセグメントに分割し；入射した放射線の電離作用によりキャリアが発生し、そのキャリアが電場によって信号検出面に移動し；各セグメントにおいて、キャリアの移動により誘導される電荷を電気信号に変換して測定し；それらの電気信号からキャリア発生位置の３次元情報が得られる。座標情報は電気信号の形状から得ることができる。また、セグメントが複数の群を構成し、その群の中で最も強い信号が得られたセグメントを選択することにより座標情報を得ることもできる。
【００２４】
検出器はγ線を検出することができ、検出部を半導体、例えば高純度ゲルマニウムとすることができる。
上記課題は、被検体収納部と；該収納部の外周に配列された、上記の２以上の放射線検出器と；該放射線検出器に入射した放射線が検出部と相互作用を生じた位置について、３次元情報を算出する手段と；入射した放射線が相互作用を生じた時間を検出する手段と；入射した放射線が検出部に付与したエネルギーを測定する手段と；を備え、相互作用を生じた位置、相互作用を生じた時間、及び付与したエネルギーを用いて被検体のRI分布像が作成される核医学画像診断装置により解決する。RIがポジトロン放出型である場合、ポジトロンの消滅に伴って放出されるγ線を検出してRI分布像を作成できる。
【００２５】
該核医学画像診断装置では、入射した放射線が相互作用を生じた時間及び付与したエネルギーに基づき、１の放射線によって生じた２以上の相互作用の群を選択し、それらの相互作用における位置情報及び付与エネルギーから放射線放出位置を算出してRI分布像を得ることもできる。
【００２６】
上記課題は、（ａ）  被検体から放出される放射線を被検体の周囲に配置した検出器で検出し、入射した放射線が検出部と相互作用を生じた時間と、相互作用を生じた位置の３次元情報と、放射線が検出部に付与したエネルギーとを測定する工程；（ｂ）  （ａ）  入射した放射線が検出部と相互作用を生じた時間及び検出部に付与したエネルギーを用い、１の現象から発生した放射線の対を選択する工程；（ｃ）  １の現象から発生した放射線の対の各々について、３次元情報に基づき放射線放出位置を求める工程：を含む、被検体のRI分布像を作成する方法によっても解決できる。
【００２７】
上記課題は、（ｉ）  被検体から放出される放射線を被検体の周囲に配列された検出器で検出し、放射線が検出部と相互作用を生じた時間と、放射線が検出部と相互作用を生じた位置の３次元情報と、放射線が検出器に付与したエネルギーとを測定する工程；（ｉｉ）  放射線が検出部と相互作用を生じた時間及び放射線が検出部に付与したエネルギーを用い、１の放射線により生じた２以上の相互作用の群を選択する工程；（ｉｉｉ）  １の放射線により生じた２以上の相互作用の各々が検出部と相互作用を生じた位置の３次元情報及び放射線が検出部に付与したエネルギーに基づき放射線放出位置を算出する工程；
を含む、被検体のRI分布像を作成する方法によっても解決される。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２８】
以下、本発明を詳細に説明する。
本発明の核医学画像診断用放射線検出器では、入射した放射線が放射線検出器の検出部を構成する物質と相互作用を起こしてキャリアを発生させる位置を、検出器内における３次元の位置情報として算出する。
【００２９】
シンチレータ及びPMTを組み合わせた従来の検出器では、検出部、つまり結晶素子単位で放射線入射位置を測定しており、結晶素子内のどの場所で相互作用が生じたかという位置情報は得られなかった。それに対し本発明の検出器は、相互作用が起きた位置の３次元情報が得られるという点で従来の検出器と異なる。検出部内の３次元情報が得られるという特徴により、本発明の放射線検出器では位置分解能を検出器のサイズよりも小さくすることができ、位置分解能が大幅に改善される。この検出器の分解能の改善により画像診断装置の分解能も大きく改善される。
【００３０】
本発明で使用する放射線検出器としては、上記の３次元情報を算出できるものであれば特に制限はないが、放射線による相互作用を光を介さずに直接電気信号に変換できるものが好ましい。例えば、検出部内に発生させた電場を用い、相互作用を直接電気信号に変換できる。この検出器について、以下に説明する。
【００３１】
検出部を２つの平行な面の組を少なくとも一つ有する形状とし、その平行な２つの面に電圧を印加して、検出部内に電場を発生させる。一般に、電圧印加面のうち高電位の面がアノード面と呼ばれ、低電位の面がカソード面と呼ばれる。放射線との相互作用により反跳電子が生じ、その反跳電子よって生成された電子−ホールペアが電場の下で電極に移動する際にカソード面及びアノード面に電荷を誘導し、その誘導された電荷量が電気信号に変換され、測定される。
【００３２】
その様な検出器としては、検出部に半導体を用いた半導体検出器、例えば高純度ゲルマニウム検出器（HPGe）が挙げられる。ここで高純度ゲルマニウムとは、不純物原子が1cm3あたり1011個以下、好ましくは1010個以下のものをいう。Ge以外の検出部構成物質としては、化合物半導体、例えばCdTeやCdZnTeも挙げられる。なお半導体検出器を使用する場合、吸収したエネルギーは生じた電荷量から求められる。
【００３３】
本発明の検出器の測定対象としてはα線、β線、γ線など特に制限はなく、γ線を測定する検出器はPET装置に使用できる。
本発明の核医学画像診断用装置をPET装置として使用する場合には、被検体にβ+崩壊（ポジトロン崩壊）核種を含有する薬剤を注入し、β+崩壊によって生じた反対方向に進む１対のγ線を対向する検出器で同時計測することにより、β+崩壊核種の分布像を得る。β+崩壊核種及びβ+崩壊核種を含有する薬剤としては被検体の安全が確保されれば特に制限はなく、従来のPETで使用される核種及び薬剤は何れも使用することができる。例えば、β+崩壊核種である18F及びそれを含有するFDGを使用することができる。その他の各種としては、11C、13N、15O、および62Cu、82Rbが挙げられる。11Cを含有する化合物としては11C-メチオニンを使用することができ、血流量の測定には62Cu及び82Rb等含有する化合物を使用することもできる。
【００３４】
検出部の形状に特に制限はなく、使用態様や目的に応じて適宜選択することができる。例えば、検出部を円柱状とすることができるが（図１及び図２）、直方体や立方体であってもよい。
【００３５】
図１では右側の図、図２では中央の図に示される面が、被検体に向けられる。つまり、円柱の側面を被検体に向けて使用される。
信号検出面は、電圧印加面の一方又は両方である。図１ではｚ＝０ｍｍの面のみが信号検出面であり、図２ではｚ＝０ｍｍ及びｚ＝２０ｍｍの面が信号検出面である。
【００３６】
本発明では、信号検出面を複数のセグメントに分割し、セグメントの大きさに対応する位置分解能が得られる。また、各々のセグメントで測定された電気信号を組み合わせて解析することにより、３次元情報を導くこともできる。分割は、信号検出面に溝を入れることによって行ってもよい。
【００３７】
セグメントの形状に特に制限はなく、使用目的に応じて適宜選択できる。図１にはピクセル型のセグメントを、図２にはストリップ型のセグメントを例示する。
各々のセグメントには、信号検出のための電極を接触させる。電極の形状には特に制限はなく、例えば金属泊をセグメントの形状にして接触させ、電極にすることができる。
【００３８】
複数の検出器を組み合わせて１つの検出ユニットとすることもできる。複数の検出器を組み合わせることにより、不感領域の低減や構造の簡略化といった利点が得られる。
検出器内におけるキャリア発生の３次元位置情報の算出は、例えば以下の様にして行うことができる。以下、キャリア発生の位置を直交座標で（ｘc，ｙc，ｚc）又は極座標で（ｒc，φc，ｚc）と表記する。
【００３９】
まず、図１の検出器を例にして説明する。図１の検出器は、信号検出面はｚ＝０ｍｍの面のみである。検出面は９個のピクセル型セグメントに分割されており、この９個のセグメントが１のセグメント群を構成する。
【００４０】
図１の様に信号検出面が１つである場合には、信号強度を時間に対してプロットし、信号強度がベースラインを離れてから最大値に到達するまでの曲線の形状、つまり立ち上がりの形状（以下、この形状を「ライズ（rise）形状」と表記する）により、ｚ方向の座標情報（ｚc）を算出できる。ライズ形状の例を図３及び４に示す。
【００４１】
ライズ形状において、信号が最大到達強度の１０％から９０％まで上昇するのに要した時間をＴ19と定義する。ｚcはＴ19と相関があるため（図５）、ライズ形状の詳細な解析をしなくてもＴ19からｚcを粗く見積もることができる。ただし、正確な位置情報を得るためには、ライズ形状をシミュレーション若しくは測定結果と比較し又はフィッティングする必要がある。信号が検出され始める時間をキャリア発生時間とする。
【００４２】
検出部が無限の広さの面を有する理想的な場合には、ライズ形状を含む信号の形状全体はｚcのみに依存する。この理想的な場合には、１回の解析でｚc座標を決定することができる。しかし、実際の検出部の大きさは有限であるため、信号の形状はｚcに加えてｒc及びφc（又は、ｘc及びｙc）にも依存し、このｒc及びφcは解析を開始する際には未知であることが一般的である。従って、ｚcを一回の手順で正確に求めることは困難であり、ｚcを求める工程とｘc及びｙcを求める工程を適宜繰り返し、精度を向上させる必要がある。
【００４３】
図１では電圧印加面の１の面のみで信号を検出する例を示すが、両方の面で検出することもできる。この場合、一方の面で電子を、もう一方の面でホールを測定する。そして、キャリア発生位置が信号検出面に近ければ信号が早く到達し、遠ければ遅く到達するため、両方の面での信号の到達時間の違いからｚcが算出される。
【００４４】
ｚcは、任意の１のセグメントの信号から求まるが、複数のセグメントの信号の和（「トータル信号」と表記する）から算出することもできる。例えば、図１の検出器では９個のセグメント全ての信号の和をとって算出することができる。使用するセグメントの数を増やすことにより、誤差を低減することができる。
【００４５】
（ｒc，φc）（又は（ｘc，ｙc））は、異なるセグメントの信号を比較することにより算出される。まず、最も強い信号が観測されたセグメントを「入射セグメント」とする。入射セグメントは、キャリア発生位置を信号検出面にｚ軸に沿って射影した点（ｒc，φc，０）を含むセグメントである。入射セグメントの信号は入射放射線によるキャリア発生を直接反映しており、「ネット（net）信号」と表記する。（ｒc，φc，ｚc）で発生したキャリアは印加電圧によりｚ方向に伝搬され、このキャリア伝搬に伴い、検出部内の他の位置にもクーロン力によりキャリアが誘起され、その誘起キャリアの伝搬に基づく信号も検出される。その結果、入射セグメントに接する「隣接セグメント」にも信号が検出される。この信号を「トランジエント（transient）信号」と表記する。トランジエント信号の例を図６に示す。
【００４６】
トランジエント信号の形状は、隣接セグメントとキャリア発生位置との相対的な位置関係に依存する。従って、トランジエント信号の解析から（ｒc，φc）を算出できる。測定精度向上のため、複数の隣接セグメントで検出される複数のトランジエント信号を用いることが好ましい。
【００４７】
トランジエント信号はｚ方向へのキャリア伝搬にも依存するため、ｚcの影響も受ける。従って、一回の手順で（ｒc，φc）を求めることは困難であり、ｒc及びφcを求める工程とｚcを求める工程を適宜繰り返し、精度を向上させる必要がある。
【００４８】
次に、図２の検出器での位置算出について説明する。図２の検出器では、信号検出面がｚ＝０ｍｍとｚ＝２０ｍｍの２つである。いずれの面でも、セグメントはストリップの形状である。これらのストリップは、ｚ＝０ｍｍのストリップ群とｚ＝２０ｍｍのストリップ群を構成する。１のストリップ群に属するストリップの向きは同方向であるが、ストリップ群の間ではストリップの向きは直交する。
【００４９】
図２においても、ｚcは図１と同様に算出される。ｘc及びｙcは、１のストリップ群の中でどのストリップで最も強い信号を観測したかによって、つまり入射ストリップを決定することによって算出される。ｚ＝０ｍｍのストリップ群の入射ストリップは（ｘc，ｙ，０ｍｍ）を含むストリップであり、ｚ＝２０ｍｍのストリップ群の入射ストリップは（ｘ，ｙc，２０ｍｍ）を含むストリップである。従って、ｘc及びｙcがストリップの幅の精度で算出される。この様に、図２の検出器では、トランジエント信号の詳細な解析なしに３次元の位置情報を得ることができる。
【００５０】
ストリップの幅は、目的の位置分解能に応じて決定される。例えば、ストリップの幅を２ｍｍ以下、好ましくは０．５ｍｍ以下にすることができる。ストリップの幅の下限に特に制限はないが、０．１ｍｍより狭い幅にすると信号検出電極への配線が煩雑となる。
【００５１】
以下、本願明細書で使用する語句の意味についてまとめる。
入射セグメント：１のセグメント群の中で最も強い信号が観測されたセグメント
隣接セグメント：入射セグメントに接するセグメント
ネット信号：入射セグメントで検出される信号
トランジエント信号：隣接セグメントで検出される信号
トータル信号：複数のセグメントで検出される信号の和
ライズ形状：信号の立ち上がり形状
セグメント型検出器の他に、抵抗分割型検出器を使用することもできる。抵抗分割型検出器では、信号検出面に１の座標軸と平行となるよう２点を選び、その２点に電極を設置する。この２点をＡ点及びＢ点とし、それぞれの点で検出された電荷量をＱA及びＱBとすると、その座標情報は
ＬAB × ＱB / （ＱA＋ＱB）
（ＬAB ：ＡＢ間の距離、ただしＡ点を原点とする）
となる。
【００５２】
検出器の位置分解能は、例えば実施例で後述する通り、図７のセットアップにより測定できる。本明細書で、位置分解能とは以下の様に決定される。まず、検出器内部で相互作用が起きる点を固定し、検出器で測定を繰り返し、得られた測定結果について、横軸を座標情報、縦軸をカウント数としてヒストグラムを作成する。このヒストグラムの半値全幅（FWHM）を位置分解能とする。位置分解能は各座標軸について求められるが、本明細書ではそれらの平均値を用いる。
【００５３】
本発明の検出器は、高エネルギー分解能であることが好ましい。具体的には、ポジトロン消滅によって生じる511 keVのγ線（プライマリ光子）と散乱線（散乱光子）との識別が可能な分解能を有することが好ましい。ここで、γ線（プライマリ光子）と散乱線（散乱光子）との識別が可能な分解能とは、エネルギー分解能がプライマリ光子の5%以下、好ましくは2%以下、更に好ましくは0.5%以下であることをいう。
【００５４】
画像診断装置の空間分解能は、検出器のエネルギー分解能に密接に依存する。HPGe検出器は約1keV(プライマリ光子の約0.2%)の分解能を有しており、従来使用されてきたBGO-NaIシンチレータと比較して約４０倍高い。従って、画像診断装置にHPGe検出器を使用する場合には、BGO-NaIシンチレータを使用する場合と比較して、空間分解能の点で有利な効果が得られる。
【００５５】
散乱光子は被検体中での相互作用（例えばコンプトン散乱）によりエネルギーを損失して進行方向を変えている。従って、プライマリ光子−散乱光子の対、又は散乱光子同士の対について検出位置を結ぶ直線を作成しても、放射線放出位置はその直線上にない。そこで、散乱光子を識別して画像化に使用しないことにより、ノイズの混入を防ぐことができる。
【００５６】
また、キャリア発生時間及び付与エネルギーに基づいて同一のポジトロンから放出されたプライマリ光子と散乱光子との対及び／又は散乱光子と散乱光子との対を識別し、それら対も散乱エネルギーを考慮して画像化に使用することにより、測定感度を向上させることもできる。
【００５７】
上記の検出器の複数個を被検体の周囲、例えば被検体収納部の外周に配列し、核医学画像診断装置とする。検出器は、例えば環状に配列される。本発明の核医学画像診断装置の例を図８に示す。
【００５８】
本発明のRI分布像作成方法を、以下に説明する。まず、１つの現象から生じた２つの放射線の対を利用して画像化する方法について説明する。
被検体の周囲に配列した放射線検出器により、放射線が検出部と相互作用を生じた時間、相互作用を生じた位置の３次元情報、及び、放射線が付与したエネルギーを測定する。複数の検出器において、相互作用が生じた時間及び付与エネルギーを用い、同時に計測された所定のエネルギーを有する放射線の対を選別する。ここで「同時に計測される」とは、２００ｎｓ以内、好ましくは１００ｎｓ以内、より好ましくは５０ｎｓ、さらに好ましくは２０ｎｓ以内に計測されることをいい、許容される時間幅は装置に応じて定められる。所定のエネルギーは、測定の目的とするRI及びそのRIの放射性崩壊に応じて決定される。RIがポジトロン放出型である場合、所定のエネルギーとは５１１ｋｅＶである。
【００５９】
選別された放射線の対について、各々の放射線の相互作用を生じた位置を結ぶ直線を作成すると、その直線上に放射線を放出した核種が存在する。この直線を各放射線の対について作成し、例えば非特許文献１に記載された公知の方法により、RI分布像を作成する。
【００６０】
付与エネルギーに基づきプライマリ光子の対のみを選別して画像作成に用いることにより、ノイズの混入を防いで画像精度が向上するという効果が得られる。また、ノイズの低減により、測定時間を短くして患者の負担を軽減することもできる。さらに、注入剤の量を削減し、被曝量の減少を図ることもできる。
【００６１】
プライマリ光子−散乱光子の対、及び／又は散乱光子−散乱光子の対についても、散乱エネルギーを考慮して画像化に用いることもできる。プライマリ光子同士の対以外も使用すると、被検体内部で起きる放射性崩壊を有効に利用できるため、測定時間の短縮、患者の負担軽減、被曝量の減少という効果が同様に得られる。
【００６２】
検出器は、通常直径約５０ｃｍの環を形成する。この直径ではPET装置としての空間分解能は検出器の位置分解能とほぼ等しいため、検出器の位置分解能の改善により、RI画像の空間分解能も改善される。
【００６３】
本明細書で画像診断装置の空間分解能とは、以下の様に決定される。まず、RIの位置を固定し、画像診断装置で測定を繰り返す。得られた測定結果について、横軸を座標情報、縦軸をカウント数としてヒストグラムを作成する。このヒストグラムの半値全幅（FWHM）を空間分解能とする。空間分解能は各座標軸について求められるが、本明細書ではそれらの平均値を用いる。なお、RIがポジトロン放出型でありポジトロンから放出されるγ線を検出するPET装置では、上記のヒストグラムのFWHMからポジトロンの平均自由行程を差し引いたものが、装置の空間分解能となる。その理由は、検出するγ線の放出位置とRIの位置がポジトロンの自由行程の距離だけ離れているためである。
【００６４】
本発明の検出器の位置分解能が2 mm以下、好ましくは1.5 mm以下、さらに好ましくは1 mm以下となるため、被検体中のRI分布像を測定する装置の空間分解能も2 mm以下、好ましくは1.5 mm以下、さらに好ましくは1 mm以下となる。
【００６５】
本発明では、２つの放射線の対を利用する上記の方法に加え、１の放射線が複数の相互作用を起こす場合にも、それら複数回の相互作用によりRI分布像を得ることができる。各々の相互作用はそれぞれ別の検出器で起きる場合もあり、複数の相互作用が１つの検出器で起きる場合もある。画像化に用いる相互作用の回数に特に制限はないが、３回以上の相互作用を利用する場合には算出が複雑になる。２回の相互作用を利用する場合には、第１の相互作用が散乱であり、第２の相互作用が吸収である。
【００６６】
２回の相互作用が異なる検出器で起きる場合、放射性崩壊で生じたプライマリ光子がまず第１の検出器でコンプトン散乱され、第１の検出器で反跳電子の生じた位置と付与されたエネルギーを測定し；第１の検出器で散乱されて生じた散乱光子が第２の検出器で吸収され、その位置とエネルギーを測定する。第１の検出器内での散乱位置と第２の検出器内での吸収位置を結ぶ直線を軸としてコンプトン散乱角を有する円錐を描くと、その面上に放射線放出位置が存在する。この円錐を多数作成することにより、その重なり合いからRI分布像を作成する。コンプトン散乱角は付与エネルギーから算出される。
【００６７】
なお、１つの検出器で複数の相互作用が生じる場合にも、RI分布像を作成することができる。例えば、１つの検出器で散乱及び吸収が起きる場合、散乱及び吸収の位置情報及び付与エネルギーに基づき、上記と同様にRI分布像を作成することができる。
【００６８】
１つのγ線が起こす複数の相互作用からγ線源の位置を算出し分布像を得る装置は、コンプトンカメラと呼ばれる。本発明の画像診断装置はコンプトンカメラとして使用することができるが、PET装置及びコンプトンカメラの両者の機能を兼ね備えることもできる。両者の機能を有する場合には、PETとしての情報とコンプトンカメラとしての情報を同一の装置で得ることができるという利点が生ずる。
【００６９】
１つのγ線による複数の相互作用を利用した本発明のRI分布像の作成方法を以下に説明する。
被検体の周囲に配列した放射線検出器により、放射線が検出部と相互作用を生じた時間、相互作用を生じた位置の３次元情報、及び、放射線が付与したエネルギーを測定する。複数の検出器で、相互作用が生じた時間及び付与エネルギーに基づき、同時に計測され付与エネルギーの和が所定のエネルギーとなる相互作用の群を選別する。ここで「同時に計測される」とは、２００ｎｓ以内、好ましくは１００ｎｓ以内、より好ましくは５０ｎｓ以内、さらに好ましくは２０ｎｓ以内に計測されることをいう。「同時」と扱う時間幅は、装置に応じて定めることができる。
【００７０】
所定のエネルギーとは、測定の目的とする放射線が放出当初有していたエネルギー（プライマリエネルギー）である。プライマリエネルギーは、RI及びその放射性崩壊により定まる。１つの放射線は、複数の相互作用によってプライマリエネルギーを全て失うため、目的とする相互作用の群における付与エネルギーの総和はプライマリエネルギーに等しい。そこで、付与エネルギーの和がプライマリエネルギーに等しいという条件が導かれる。
【００７１】
このようにして選択した相互作用の群について、相互作用を生じた位置及び付与エネルギーを用い、前述のコンプトンカメラの原理によりRI分布像が作成される。
コンプトンカメラの場合、検出器でのキャリア発生位置及び付与エネルギーを用いてRIの位置を算出するため、空間分解能の改善には両者を正確に測定することが求められる。本発明の検出器は位置分解能が改善され、エネルギー分解能も優れているため、該検出器を用いることにより、空間分解能が2mm以下、好ましくは1.5mm以下となる。
【００７２】
本発明の画像診断装置は単独で使用することもできるが、他のCT装置と組み合わせて使用することもできる。CT画像及びPET画像という相補的なデータに基き、診断能力の向上を図ることができる。
【００７３】
本発明の画像診断装置は、必要に応じて信号処理回路、画像表示装置、被検体移動装置、画像再構成装置、被検体内蔵器移動量呼吸同期装置等を備えることができる。
被検体として特に制限はなく、ヒトであってもヒト以外の動物であってもよい。これらの被検体を対象として、癌、心臓疾患、脳疾患等の疾病の発見、診断、及び研究に、また創薬に使用することができる。また、被検体が治療線源であってもよい。
【実施例】
【００７４】
図１の検出器について位置分解能を求め、該検出器を用いた本発明の画像診断装置のRI分布像の空間分解能を算出した。あわせて、図１の検出器においてキャリアが発生した場合に生じる信号形状のシミュレーションを行い、実験結果と一致することを確認した。
【００７５】
実験は、図７に示すセットアップによって行った。γ線源として22Naを用い、放出される１２７５ｋｅＶのγ線を第１のコリメータ（１）に通し、第１のＧｅ検出器（２）に入射した。第１の検出器では９個のセグメントで信号を観測した。第１の検出器で散乱されたγ線を第２のコリメータ（３）に通し、第２のＧｅ検出器（４）で吸収した。２つのコリメータのギャップはともに１ｍｍであった。
【００７６】
第１の検出器（２）に付与されたエネルギーＥ1と第２の検出器（４）に付与されたエネルギーＥ2の和が１２７５ｋｅＶとなる場合に、第１の検出器において２つのコリメータ（２及び４）で規定される各辺１ｍｍ立方体の中に、γ線が相互作用を生じた位置（ｘc，ｙc，ｚc）が存在する。そこで、Ｅ1＋Ｅ2＝１２７５ｋｅＶ  の条件を満たす場合の検出器１の信号を解析した。測定は、プリアンプ及びシェイピングアンプの出力信号をデジタルオシロスコープで収集することによって行った。
【００７７】
得られた信号を図３，４及び図６に示す。図３及び４は、各セグメントでの信号の総和（トータル信号）について複数の測定結果を示す。図６は、入射セグメントと接する隣接セグメントでの信号（トランジエント信号）を示す。図４から、信号の形状がｚcに依存することがわかる。
【００７８】
図３及び５では、点電荷の作る電場をPoisson方程式
【００７９】
【数１】
2005090979.tif 000003
【００８０】
を実験系の境界条件の下で解いて行ったシミュレーションの結果も示す。シミュレーションの結果が実験結果を再現していることから、実験結果にかえてシミュレーションを利用した位置情報の算出が可能であることが解った。
【００８１】
キャリアが生じた位置を求めるため、まず各セグメントの信号を比較し、最も強い信号が観測されたセグメントを入射セグメントとした。
次に、各セグメントでの信号の総和（トータル信号）について、図３及び４と同様のプロットを行った。その曲線の立ち上がりの形状（ライズ形状）を、既に測定済みの形状又はシミュレーションの形状と比較し、最も近い形状である既知の信号を選び、そのｚの値をｚcとした。
【００８２】
なお、信号が最大到達強度の１０％から９０％まで増加するのに要する時間（T19）とｚcとの関係を予め測定又はシミュレーションにより求め、そのT19−ｚcの関係及びT19の実測値から、ｚcを算出することもできる。また、ライズ形状をカーブフィットすることによりｚcを求めることもできる。
【００８３】
次に、隣接セグメントでのトランジエント信号をシミュレーション又は実験結果と比較し、隣接セグメントとキャリア発生位置との相対位置を求めた。この比較において、上記で得たｚcを用いた。
【００８４】
図６には、ｚc＝２ｍｍでありセグメント＃２が入射セグメントである場合に隣接セグメント＃５に生じたトランジエント信号の測定結果を示す。図５には、相互作用が生じた位置を（ｒc，φc，ｚc）＝（１．８ｃｍ，０°，２ｍｍ），（２．４ｃｍ，０°，２ｍｍ），及び（２．９ｃｍ，０°，２ｍｍ）とした場合のシミュレーション結果も示す。実測値とシミュレーションとの比較から、φc＝０°ではｒc＝１．８ｃｍが実験結果を最もよく再現することがわかった。この手順を様々なφcで行い、（ｒc，φc）が存在しうる曲線を作成した。引き続き、他の隣接セグメントを用いて（ｒc，φc）が存在しうる曲線を作成した。それらの曲線を重ね合わせ、（ｒc，φc）を求めた。
【００８５】
以上の様にして求めた（ｒc，φc）を用いてライズ形状のシミュレーションを行い、ライズ形状の測定結果と比較し、ｚcを精密化した。そのｚcを用い、上記の手順で（ｒc，φc）を精密化した。その後、ｚcの精密化及び（ｒc，φc）の精密化のサイクルを各パラメータが収束するまで適宜繰り返し、キャリア発生位置（ｒc，φc，ｚc）を求めた。
【００８６】
この様にして得た（ｒc，φc，ｚc）をコリメータにより規定した位置とを比較した結果、この検出器における位置分解能が１．５ｍｍ以下であることがわかった。
従って、この検出器を用いた画像診断装置の空間分解能は、被検体収納部が直径５０ｍｍとすると、１．５ｍｍ以下であるといえる。
【産業上の利用可能性】
【００８７】
本発明の画像診断装置では、放射線検出器内でのキャリア発生について３次元位置情報を得ることができるため、被検体のRI分布像について空間位置分解能を改善することができる。さらに放射線検出器のエネルギー分解能が高いため、測定の精度及び感度が向上する。
【図面の簡単な説明】
【００８８】
【図１】図１は、本発明の放射線検出器を示す。右側の図が放射線入射面にあたり、円柱の側面を被検体に向ける態様で使用される。信号検出面はｚ＝０ｍｍの面であり、９つのセグメントに分割されている。
【図２】図２は、本発明の放射線検出器を示す。中央の図が放射線入射面にあたり、円柱の側面を被検体に向ける態様で使用される。信号検出面はｚ＝０ｍｍ及び２０ｍｍの２つの面であり、それぞれストリップに分割されている。ｚ＝０ｍｍのストリップと２０ｍｍのストリップでは、向きが直交する。
【図３】図３は、図１の検出器において相互作用の位置が（ｒc，ｚc）＝（０ｍｍ，２ｍｍ），（１８ｍｍ，２ｍｍ），（２４ｍｍ，２ｍｍ），（２９ｍｍ，２ｍｍ）である場合に測定された信号の時間変化（実線）、及び、同じ相互作用の位置でのシミュレーションの結果（破線）を示す。
【図４】図４は、ｒc＝０ｍｍに固定しｚc＝２ｍｍ，６ｍｍ，１０ｍｍ，１４ｍｍ，１８ｍｍ，２０ｍｍとした場合のライズ形状の実測結果（実線）及びシミュレーション結果（破線）を示す。
【図５】図５は、図１の検出器において信号が最大到達強度の１０％から９０％に増加するのに要する時間（Ｔ19）をｚcに対してプロットした曲線である。
【図６】図６は、図１の検出器において隣接セグメントのトランジエント信号を示す。測定結果（実線）に加え、シミュレーションの結果（破線）も示す。
【図７】図７は、図１の検出器の位置分解能を調べるための信号波形の測定に用いたセットアップである。
【図８】図８は、本発明の画像診断装置の概略図である。中央の被検体収納部に対し、放射線検出器が環状に配列されている。矢印は、ポジトロン消滅により反対方向に放出されるγ線のプライマリ光子の進行方向を示す。
【符号の説明】
【００８９】
１      第１のコリメータ
２      第１の検出器
３      第２のコリメータ
４      第２の検出器
５      デジタルオシロスコープ
１１      プリアンプ
１２      アンプ
１３      シェーピングアンプ
２１      プリアンプ
２２      アンプ
２３      シェーピングアンプ
２４      シェーピングアンプ
【図１】
2005090979.tif 000004
【図２】
2005090979.tif 000005
【図３】
2005090979.tif 000006
【図４】
2005090979.tif 000007
【図５】
2005090979.tif 000008
【図６】
2005090979.tif 000009
【図７】
2005090979.tif 000010
【図８】
2005090979.tif 000011