(57)【要約】【課題】冶具を使用することなく、シンチレータアレイの識別手段に要するパラメータＴ１、Ｔ２、Ｋの決定する核医学診断装置を提供する。【解決手段】  複数個のシンチレータを２次元的に密着配置し、γ線入射深さ方向に発光パルスの減衰時間が異なり自己放射能特性を持つ複数個のシンチレータアレイを光学的に結合したシンチレータブロックと、前記シンチレータブロックで発光した発光パルスを電気信号に変換する受光素子と、前記受光素子から出力された電気信号であるアナログ信号をデジタル信号に変換するＡ／Ｄ変換器と、γ線入射深さ方向の発光パルスの減衰時間が異なる複数個のシンチレータアレイの識別手段を備え、前記シンチレータアレイの識別手段に要するパラメータは、自己放射能特性を持つシンチレータアレイの自己放射能による信号カウントを参照して決定する。
2007135726.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
複数個のシンチレータを２次元的に密着配置し、γ線入射深さ方向に発光パルスの減衰時間が異なり自己放射能特性を持つ複数個のシンチレータアレイを光学的に結合したシンチレータブロックと、前記シンチレータブロックで発光した発光パルスを電気信号に変換する受光素子と、前記受光素子から出力された電気信号であるアナログ信号をデジタル信号に変換するＡ／Ｄ変換器と、γ線入射深さ方向の発光パルスの減衰時間が異なる複数個のシンチレータアレイの識別手段を備えていることを特徴とする核医学診断装置。
【請求項２】
請求項１に記載の核医学診断装置において、前記シンチレータアレイの識別手段に要するパラメータは、自己放射能特性を持つシンチレータアレイの自己放射能による信号カウントを参照して決定することを特徴とする核医学診断装置。
【請求項３】
請求項１に記載の核医学診断装置において、前記シンチレータアレイ識別手段は、前記Ａ／Ｄ変換器で変換されたデジタル信号を順次加算する加算手段と、前記加算手段において、前記シンチレータブロックで発光した発光パルスの発光開始時から発光終了時までの途中である途中時点までのデジタル信号を加算した途中加算値および前記シンチレータブロックで発光した発光パルスの発光開始時から発光終了時までのデジタル信号を加算した全加算値に基づき、途中加算値を全加算値で除算した値を示す識別値を算出する識別値算出手段と、前記識別値算出手段で算出された識別値のうちの最大値と最小値とから中間値を求める中間値算出手段と、前記中間値算出手段で算出された中間値に対して、前記識別値算出手段で算出された識別値が大きい値か小さい値かを判別する判別手段を備え、その判別方法は自己放射能特性を持つシンチレータアレイの自己放射能による信号カウントを参照して発光開始時から途中時点までの期間と中間値のパラメータを求めることを特徴とする核医学診断装置。
【請求項４】
請求項１に記載の核医学診断装置において、前記シンチレータブロックと前記受光素子とを光学的に結合するライトガイドを備え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γ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。【０００３】
ここで、原理的に視野中心から離れた位置から放出されるγ線は、図１６に示すように、γ線検出器Ｄのシンチレータに斜めから入射することが多くなり、γ線入射方向において分割されていないシンチレータの場合、正しい位置の検出だけでなく、誤った位置においても検出されることになる。つまり、視野中心から周辺部に向かって徐々に視差誤差が大きくなり、ＰＥＴ装置で得られる断層画像は不正確なものとなっている。そこで、図１７に示すようにシンチレータをγ線入射方向において、発光パルスの減衰時間が異なるシンチレータに分割（光学的に結合）、例えば、シンチレータをγ線入射側にγ線の減衰時間の短いシンチレータアレイと、光電子増倍管側にγ線の減衰時間の長いシンチレータアレイとに分割されたγ線検出器ＭＤの場合、γ線がγ線検出器ＭＤのシンチレータに斜めに入射した場合でも、放射されたγ線の位置を精度よく検出し、より正確な断層画像を得るように改善を図っている（例えば、特許文献１，２参照）。【０００４】
また、γ線入射方向に積層配置された減衰時間の短いシンチレータアレイと減衰時間の長いシンチレータアレイのγ線位置の具体的な検出手段としては、図１８に示すように受光素子から出力された電気信号であるアナログ信号ＳＦ（減衰時間の短いシンチレータアレイの信号）もしくはＳＲ（減衰時間の長いシンチレータアレイの信号）を、Ａ／Ｄ変換器によりデジタル信号に変換し、図１９に示すようにＡ／Ｄ変換器で変換されたデジタル信号を順次加算する加算手段と、加算手段において、シンチレータブロックで発光した発光パルスの発光開始時から発光終了時までの途中である途中時点までのデジタル信号を加算した途中加算値ＡＴ１もしくはＢＴ１と、シンチレータブロックで発光した発光パルスの発光開始時から発光終了時までのデジタル信号を加算した全加算値ＡＴ２もしくはＢＴ２から、途中加算値を全加算値で除算した値ＡＴ１／ＡＴ２もしくはＢＴ１／ＢＴ２を示す識別値を算出する識別値算出手段と、識別値算出手段で算出された識別値のうちの最大値と最小値とから中間値Ｋ決めるための手段と、中間値Ｋに対して、前記識別値算出手段で算出された識別値が大きい値か小さい値かを判別する判別手段とを備えていることにより達成されている。【０００５】
【特許文献１】特開平６−３３７２８９号公報（第２−３頁、図１）
【特許文献２】特開２０００−５６０２３号公報（第２−３頁、図１）
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
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。すなわち図２０に示すような例えば２段構造のシンチレータアレイをもつ２段シンチレータ検出器１１２の場合、シンチレータアレイの識別手段に要するパラメータＴ１、Ｔ２、Ｋは次のように決定される。暗箱１１５内に設置された２段シンチレータ検出器１１２は、まず初めにシンチレータアレイフロント１１０のみにガンマ線を照射し、判別計算によりシンチレータアレイフロント１１０からの信号であると判断された信号カウントＮ１とシンチレータアレイリア１１１からの信号であると判断された信号カウントＮ２を算出する。次に図２１に示すように、シンチレータアレイリア１１１のみにガンマ線を照射し、判別計算によりシンチレータアレイリア１１１からの信号であると判断された信号カウントＮ２’とシンチレータアレイフロント１１０からの信号からの信号であると判断された信号カウントＮ１’を算出する。さらに図２２に示すように、線源を使用しない状態で自然放射線１１６によるバックグラウンドにおいて、判別計算によりシンチレータアレイフロント１１０からの信号であると判断された信号カウントＮ１ｂとシンチレータアレイリア１１１からの信号であると判断された信号カウントＮ２ｂを算出する。ここで、（Ｎ１−Ｎ１ｂ）  ／（Ｎ２−Ｎ２ｂ）と  （Ｎ２’−Ｎ２ｂ）／（Ｎ１’−Ｎ１ｂ）を定義する。ここで、（Ｎ１−Ｎ１ｂ）  ／（Ｎ２−Ｎ２ｂ）と  （Ｎ２’−Ｎ２ｂ）／（Ｎ１’−Ｎ１ｂ）の両者の値が等しくかつ最大となる場合のパラメータを最適パラメータとして定めている。この場合どちらかのシンチレータアレイのみにガンマ線を照射するように工夫した鉛コリメータジグ１１３とＲｉ線源１１４が必要であり作業の手間や、Ｒｉ線源１１４の管理が大変である。また、実際のＰＥＴ装置に検出器を搭載した後はＰＥＴ装置に合わせた大規模な鉛コリメータジグとＲｉ線源を要し作業は非常に煩雑なものとなる。【０００７】
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、シンチレータアレイの識別手段に要するパラメータの決定にあたり、自己放射能特性を持つシンチレータアレイを使用することにより非常に簡便に達成できる核医学診断装置を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
この発明は、このような目的を達成するために、次のような構成をとる。すなわち、この発明の核医学診断装置は、複数個のシンチレータを２次元的に密着配置し、γ線入射深さ方向に発光パルスの減衰時間が異なり自己放射能特性を持つ複数個のシンチレータアレイを光学的に結合したシンチレータブロックと、前記シンチレータブロックで発光した発光パルスを電気信号に変換する受光素子と、前記受光素子から出力された電気信号であるアナログ信号をデジタル信号に変換するＡ／Ｄ変換器と、γ線入射深さ方向の発光パルスの減衰時間が異なる複数個のシンチレータアレイの識別手段を備え、前記シンチレータアレイの識別手段に要するパラメータは、自己放射能特性を持つシンチレータアレイの自己放射能による信号カウントを参照して決定することを特徴とするものである。
【発明の効果】
【０００９】
この発明に係る核医学診断装置によれば、複数個のシンチレータを２次元的に密着配置し、γ線入射深さ方向に発光パルスの減衰時間が異なり自己放射能特性を持つ複数個のシンチレータアレイを光学的に結合したシンチレータブロックと、前記シンチレータブロックで発光した発光パルスを電気信号に変換する受光素子と、前記受光素子から出力された電気信号であるアナログ信号をデジタル信号に変換するＡ／Ｄ変換器と、γ線入射深さ方向の発光パルスの減衰時間が異なる複数個のシンチレータアレイの識別手段を備え、前記シンチレータアレイの識別手段に要するパラメータは、自己放射能特性を持つシンチレータアレイの自己放射能による信号カウントを参照して決定し、このような識別手段の場合、自己放射能特性を持つシンチレータの放射能特性は一定であるため、一度ＮＦ及びＮＲのデータを取得すればそれ以降は別ロットのシンチレータについても同じＮＦ及びＮＲのデータを使用することができる。すなわち、一度ＮＦ及びＮＲのデータを取得すれば、従来例で述べたようなどちらかのシンチレータアレイのみにガンマ線を照射するように工夫した鉛コリメータジグやＲｉ線源は不要であり、作業の手間がかからずＲｉ線源の管理も不要である。また、また、実際のＰＥＴ装置に検出器を搭載した後はＰＥＴ装置に合わせた大規模な鉛コリメータジグやＲｉ線源も不要となり作業は非常に簡便なもので済む。
【図面の簡単な説明】
【００１０】
【図１】本発明の放射線検出器の外観図を示す。
【図２】本発明の放射線検出器のシンチレータアレイの識別手段を示す。
【図３】本発明の放射線検出器の位置演算回路の一例を示す。
【図４】本発明の放射線検出器及び従来の放射線検出器の位置コーディングマップを示す。
【図５】本発明の放射線検出器のエネルギースペクトルを示す。
【図６】本発明の放射線検出器のシンチレータアレイ群１１Ｆの識別手段を示す。
【図７】本発明の放射線検出器のシンチレータアレイ群１１Ｆのエネルギースペクトルを示す。
【図８】本発明の放射線検出器のシンチレータアレイ群１１Ｆの自己放射能による識別手段を示す。
【図９】本発明の放射線検出器のシンチレータアレイ群１１Ｆの自己放射能によるエネルギースペクトルを示す。
【図１０】本発明の放射線検出器のシンチレータアレイ群１１Ｒのエネルギースペクトルを示す。
【図１１】本発明の放射線検出器のシンチレータアレイ群１１Ｒの自己放射能によるエネルギースペクトルを示す。
【図１２】本発明の放射線検出器のシンチレータアレイの自己放射能による識別手段を示す。
【図１３】本発明の放射線検出器のシンチレータアレイの自己放射能による位置コーディングマップを示す。
【図１４】本発明の放射線検出器の減衰時間の短いシンチレータ群として認識されたシンチレータアレイの自己放射能によるエネルギースペクトルを示す。
【図１５】本発明の放射線検出器の減衰時間の長いシンチレータ群として認識されたシンチレータアレイの自己放射能によるエネルギースペクトルを示す。
【図１６】γ線検出器Ｄのシンチレータにγ線が入射する様子を示す。
【図１７】γ線検出器ＭＤのシンチレータにγ線が入射する様子を示す。
【図１８】受光素子から出力された電気信号であるアナログ信号ＳＦとＳＲを示す。
【図１９】アナログ信号ＳＦとＳＲをＡ／Ｄ変換したデジタル信号の積分値の時系列を示す。
【図２０】従来の放射線検出器の識別手段を示す。
【図２１】従来の放射線検出器の識別手段を示す。
【図２２】従来の放射線検出器の識別手段を示す。
【符号の説明】
【００１１】
１                    …シンチレータブロック
１ＳＦ                  …発光パルスの減衰時間の短いシンチレータ
１ＳＲ                  …発光パルスの減衰時間の長いシンチレータ
１０                  …放射線検出器
１１Ｆ                  …シンチレータ群１１Ｆ
１１Ｒ                  …シンチレータ群１１Ｒ
１２                  …光反射材
１３                  …光反射材
１５                  …暗箱
２０                  …ライトガイド
３１，３２，３３，３４…光電子増倍管
３５                  …Ｒｉ線源
７１，７２，７３，７４…加算器
７５，７６            …位置弁別回路
８０                  …位置コーディングマップ上の代表部
８１                  …減衰時間の短いシンチレータのコーディングマップ
８２                    …減衰時間の長いシンチレータのコーディングマップ
８３                  …位置コーディングマップ８１上の代表部
８４                  …位置コーディングマップ８２上の代表部
１１０                …シンチレータアレイフロント
１１１                …シンチレータアレイリア
１１２                …２段シンチレータ検出器
１１３                …鉛コリメータジグ
１１４                …Ｒｉ線源
１１５                …暗箱
１１６                …自然放射線
【発明を実施するための最良の形態】
【００１２】
（実施例）
以下、本発明の放射線検出器の実施例の構成を図面に示し一実施例に従って詳細に説明する。図１は本発明の２段構造のシンチレータアレイをもつ放射線検出器１０の外観図である。放射線検出器１０の構成について、図１を用いて説明する。図１に示すように、放射線検出器１０は、シンチレータブロック１をγ線入射深さ方向にも分割して配置、つまり、シンチレータを３次元的に配置したＤＯＩ（Ｄｅｐｔｈ  Ｏｆ  Ｉｎｔｅｒａｃｔｉｏｎ）検出器である。この例の場合のＤＯＩ検出器では、２段構造のシンチレータアレイとなっている。【００１３】
本実施例の放射線検出器１０は大きく分けて４つの部分で構成されている。一つめは、光反射材１２が適宜挟み込まれることによって区画され、Ｘ方向に８個、Ｙ方向に８個の合計６４個の発光パルスの減衰時間の短いシンチレータ１ＳＦを２次元的に密着配置したシンチレータ群１１Ｆである。二つめは、光反射材１２が適宜挟み込まれることによって区画され、Ｘ方向に８個、Ｙ方向に８個の合計６４個の発光パルスの減衰時間の長いシンチレータ１ＳＲを２次元的に密着配置したシンチレータ群１１Ｒである。ここでこれらシンチレータ群１１Ｆ及び１１Ｒを組み合わせたものがシンチレータブロック１である。三つめはライトガイド２０であり、シンチレータブロック１に光学的に結合されかつ光反射材１３（図示していない）が組み合わされた格子枠体が埋設され多数の小区画が画定されている構造となっている。四つめは、ライトガイド２０に光学的に各々結合される４個の光電子増倍管３１、３２、３３、３４である。【００１４】
ここで発光パルスの減衰時間の短いシンチレータ１ＳＦとしては、自己照射能特性を有するもので例えばＬｕ２ＳｉＯ５：Ｃｅ（ＬＳＯ）、ＬｕＹＳｉＯ５：Ｃｅ（ＬＹＳＯ）、ＬａＢｒ３：Ｃｅ、ＬａＣｌ３：Ｃｅ、ＬｕＩ：Ｃｅなどの無機結晶が用いられる。一方発光パルスの減衰時間の長いシンチレータ１ＳＲとしてはＬｕ０．４Ｇｄ１．６ＳｉＯ５：Ｃｅ（ＬＧＳＯ）などの無機結晶が用いられる。Ｌｕは同位体存在比Ｌｕ−１７５  ９７．４１％（放射能なし）、Ｌｕ−１７６  ２．５９％（放射能あり）で自己放射能特性を有し、一方Ｌａは同位体存在比Ｌａ−１３９  ９９．９１１％（放射能なし）、Ｌａ−１３８  ０．０８９％（放射能あり）であり自己放射能特性を有するため上に掲げたシンチレータはすべて自己放射能特性を有している。【００１５】
シンチレータブロック１は、γ線入射深さ方向（Ｚ方向）に発光パルスの減衰時間が異なる２個のシンチレータアレイ１１Ｆとシンチレータアレイ１１Ｒを光学的に結合したものであり、シンチレータアレイ１１Ｆは複数個の発光パルスの減衰時間の短いシンチレータ１ＳＦを、シンチレータアレイ１１Ｒは発光パルスの減衰時間の長いシンチレータ１ＳＲをそれぞれ２次元的に密着配置したものである。具体的には、シンチレータブロック１は、γ線入射側（前段）に発光パルスの減衰時間が短いシンチレータ１ＳＦとして例えばＬｕＹＳｉＯ５：Ｃｅ（ＬＹＳＯ）を用い、ライトガイド２０側（後段）に発光パルスの減衰時間が長いシンチレータ１ＳＲとして例えば、Ｌｕ０．４Ｇｄ１．６ＳｉＯ５：Ｃｅ（ＬＧＳＯ）を用いる。【００１６】
２個のシンチレータ群１１Ｆ及びシンチレータ群１１Ｒは、それぞれ８×８本（Ｘ方向，Ｙ方向）のチップ状のシンチレータで構成され、γ線が入射して生じた光をＸ方向とＹ方向に比例配分させるための光反射材１２や光透過材（図示していない）および光学接着剤（図示していない）が場所により挿入または充填されている。【００１７】
ライトガイド２０は、シンチレータブロック１のシンチレータ１１Ｆ，１１Ｒで生じた光を光電子増倍管３１〜３４に導くものであり、シンチレータブロック１と光電子増倍管３１〜３４との間に挿入され、それぞれ光学接着剤で互いに光学的に結合されている。【００１８】
シンチレータ群１１Ｆ，１１Ｒで生じた光は４面のＰＭＴ光電変換膜に入射され、電子増幅された後、最終的に電気信号（アナログ信号）に変換されて出力される。したがって、この光電子増倍管３１〜３４での出力が放射線検出器１０の出力となる。ここでシンチレータブロック１内の光は光学的に結合されるライトガイド２０を通して光電子増倍管３１〜３４へ導かれるが、その際、Ｘ方向に配列された光電子増倍管３１（３３）と光電子増倍管３２（３４）の出力比が一定の割合で変化するように、ライトガイド２０における各々の光反射材１３（図示していない）の位置と長さおよび角度が調整されている。【００１９】
シンチレータアレイの識別手段について、図１９を用いて説明する。図１９は、発光パルスの発光開始時から発光終了時Ｔ２までの加算値を示すグラフである。なお、図１９に示す（Ａ）の曲線は、発光パルスの減衰時間が短いシンチレータ１ＳＦ（シンチレータ群１１Ｆ）に入射したものを示し、（Ｂ）の曲線は、発光パルスの減衰時間が長いシンチレータ１ＳＲ（シンチレータ群１１Ｒ）に入射したものを示す。シンチレータ群１１Ｆ，１１Ｒで発光した発光パルスの発光開始時から発光終了時Ｔ２までの途中である途中時点Ｔ１までのデジタル信号を加算した途中加算値ＡＴ１と、シンチレータ群１１Ｆ，１１Ｒで発光した発光パルスの発光開始時から発光終了時Ｔ２までのデジタル信号を加算した全加算値ＡＴ２とから、途中加算値ＡＴ１／全加算値ＡＴ２（途中加算値ＡＴ１を全加算値ＡＴ２で除算）を算出し、２個のシンチレータ群１１Ｆ，１１Ｒで発光した発光パルスに基づいて算出された最大値と最小値とから中間値Ｋを設定し、中間値Ｋに対して、算出された値が大きい値か小さい値かでどちらのシンチレータ群で発光したかを判別する。なお、ＡＴ１／ＡＴ２を算出し、その算出結果が中間値Ｋよりも大きい場合は減衰時間の短いシンチレータ群１１Ｆ、逆に小さい場合は減衰時間の長いシンチレータ群１１Ｒであると識別できる。【００２０】
ここで本発明では、シンチレータアレイの識別手段に要するパラメータＴ１、Ｔ２、Ｋは次のように決定する。図２に示すように暗箱１５内に設置された２段構造のシンチレータアレイをもつ放射線検出器１０に対して前方からＲｉ線源３５よりγ線を照射し、位置コーディングマップとエネルギースペクトルを測定する。すなわち、光電子増倍管３１の出力をＰ１、光電子増倍管３２の出力をＰ２、光電子増倍管３３出力をＰ３、光電子増倍管３４の出力をＰ４とすると、Ｘ方向の位置を表す計算値｛（Ｐ１＋Ｐ３）−（Ｐ２＋Ｐ４）｝／（Ｐ１＋Ｐ２＋Ｐ３＋Ｐ４）が算出される。Ｙ方向についても同様に、Ｙ方向の位置を表す計算値｛（Ｐ１＋Ｐ２）−（Ｐ３＋Ｐ４）｝／（Ｐ１＋Ｐ２＋Ｐ３＋Ｐ４）が算出される。【００２１】
図３は、放射線検出器１０の位置演算回路の構成を示すブロック図である。位置演算回路は、加算器７１、７２、７３、７４と位置弁別回路７５、７６とから構成されている。図３に示すように、γ線のＸ方向の入射位置を検出するために、光電子増倍管３１の出力Ｐ１と光電子増倍管３３の出力Ｐ３とが加算器７１に入力されるとともに、光電子増倍管３２の出力Ｐ２と光電子増倍管３４の出力Ｐ４とが加算器７２に入力される。両加算器７１、７２の各加算出力（Ｐ１＋Ｐ３）と（Ｐ２＋Ｐ４）とが位置弁別回路７５へ入力され、両加算出力に基づきγ線のＸ方向の入射位置が求められる。同様に、γ線のＹ方向の入射位置を検出についても各加算出力（Ｐ１＋Ｐ２）と（Ｐ３＋Ｐ４）とが位置弁別回路７６へ入力され、両加算出力に基づきγ線のＹ方向の入射位置が求められる。以上のように計算された結果はシンチレータに入射したγ線の位置に従って図４に示すような位置コーディングマップとして表され、各々の位置弁別情報が示される。【００２２】
一方、計算値（Ｐ１＋Ｐ２＋Ｐ３＋Ｐ４）はそのイベントに対するエネルギーを示しており、エネルギースペクトルとして計算される。位置コーディングマップ上の代表部８０に対するエネルギースペクトルを図５に示す。ここでは２つのシンチレータの発光出力の違いにより２つのエネルギーピークＰＦとＰＲが現れる。本実施例の場合、ＰＦはＬＹＳＯ、ＰＲはＬＧＳＯのものに相当する。【００２３】
次に図６に示すようにシンチレータ群１１Ｆのみで構成された放射線検出器４０に対して前方からＲｉ線源３５よりγ線を照射し、位置コーディングマップとエネルギースペクトルを測定する。ここで同様に位置コーディングマップ上の代表部８０に対するエネルギースペクトルを図７に示す。ここではシンチレータ群１１ＦすなわちＬＹＳＯによるエネルギーピークＰＦ０が現れるが、ここで前述のＰＦの値に一致するように光電子増倍管ゲインを調整する。その状態でエネルギーピークのカウントを含むようにチャンネルＷＦ０〜ＷＦ１で決まるエネルギーウインドＷＦを決める。そしてその状態を保ったままＲｉ線源３５を取り除き、図８に示すようにシンチレータ群１１Ｆのみで構成された放射線検出器４０に対して自己放射能での自己発光による位置コーディングマップとエネルギースペクトルを測定する。ここで位置コーディングマップ上の代表部８０に対するエネルギースペクトルを図９に示す。図９ではシンチレータ群１１ＦすなわちＬＹＳＯによる自己放射能での自己発光によるエネルギースペクトルが現れるが、前述のチャンネルＷＦ０〜ＷＦ１で決まるエネルギーウインドＷＦ内のカウントＮＦを算出する。【００２４】
さらに同様にシンチレータ群１１Ｒのみで構成された放射線検出器４０に対して前方からＲｉ線源３５よりγ線を照射し、位置コーディングマップとエネルギースペクトルを測定する。ここで同様に位置コーディングマップ上の代表部８０に対するエネルギースペクトルを図１０に示す。ここではシンチレータ群１１ＲすなわちＬＧＳＯによるエネルギーピークＰＲ０が現れるが、ここで前述のＰＲの値に一致するように光電子増倍管ゲインを調整する。その状態でエネルギーピークのカウントを含むようにチャンネルＷＲ０〜ＷＲ１で決まるエネルギーウインドＷＲを決める。そしてその状態を保ったままＲｉ線源３５を取り除き、シンチレータ群１１Ｒのみで構成された放射線検出器４０に対して自己放射能での自己発光による位置コーディングマップとエネルギースペクトルを測定する。ここで位置コーディングマップ上の代表部８０に対するエネルギースペクトルを図１１に示す。図１１ではシンチレータ群１１ＲすなわちＬＧＳＯによる自己放射能での自己発光によるエネルギースペクトルが現れるが、前述のチャンネルＷＲ０〜ＷＲ１で決まるエネルギーウインドＷＲ内のカウントＮＲを算出する。【００２５】
ここでＮＦとＮＲとを用いて、ＮＦ／ＮＲを定義しておく。【００２６】
次にシンチレータアレイの識別手段に要するパラメータＴ１、Ｔ２、Ｋを仮に決め、図１２に示すように暗箱１５内に設置された２段構造のシンチレータアレイをもつ放射線検出器１０に対して自己放射能での自己発光による位置コーディングマップとエネルエネルギースペクトルを測定する。この際、あらかじめパラメータＴ１、Ｔ２、Ｋが決められているので位置コーディングマップは図１３に示すように減衰時間の短いシンチレータ群として認識された位置コーディングマップ８１及び減衰時間の長いシンチレータ群として認識された位置コーディングマップ８２が同時に表示される。【００２７】
ここで位置コーディングマップ８１上の代表部８３に対するエネルギースペクトルを図１４に、位置コーディングマップ８２上の代表部８４に対するエネルギースペクトルを図１５に示す。パラメータＴ１、Ｔ２、Ｋが最適であれば、図１４のエネルギースペクトルでは本来、シンチレータ群１１ＦすなわちＬＹＳＯによる自己放射能での自己発光によるエネルギースペクトルが現れるはずである。一方、パラメータＴ１、Ｔ２、Ｋが最適であれば、図１５のエネルギースペクトルでは本来、シンチレータ群１１ＲすなわちＬＧＳＯによる自己放射能での自己発光によるエネルギースペクトルが現れるはずである。しかしながら、図１５のエネルギースペクトルにおいて、チャンネルＰＦ０付近にＬＹＳＯによる自己放射能での自己発光によるエネルギースペクトルが現れており、パラメータＴ１、Ｔ２、Ｋが最適でないことが予想される。【００２８】
ここで、図１４のエネルギースペクトルにおいてチャンネルＷＦ０〜ＷＦ１で決まるエネルギーウインドＷＦ内のカウントＮＦ’を算出し、図１５のエネルギースペクトルにおいてチャンネルＷＲ０〜ＷＲ１で決まるエネルギーウインドＷＲ内のカウントＮＲ’を算出する。【００２９】
さらにこれらＮＦ’とＮＲ’とを用いて、ＮＦ’／ＮＲ’を定義する。そして最終的にシンチレータアレイの識別手段に要するパラメータＴ１、Ｔ２、Ｋを最適化していく必要があるがその指針としてＮＦ／ＮＲ＝ＮＦ’／ＮＲ’を満たすように決定すればよいことになる。【００３０】
このような識別手段の場合、自己放射能特性を持つシンチレータの放射能特性は一定であるため、一度ＮＦ及びＮＲのデータを取得すればそれ以降は別ロットのシンチレータについても同じＮＦ及びＮＲのデータを使用することができる。すなわち、一度ＮＦ及びＮＲのデータを取得すれば、従来例で述べたようなどちらかのシンチレータアレイのみにガンマ線を照射するように工夫した鉛コリメータジグやＲｉ線源は不要であり、作業の手間がかからずＲｉ線源の管理も不要である。また、また、実際のＰＥＴ装置に検出器を搭載した後はＰＥＴ装置に合わせた大規模な鉛コリメータジグやＲｉ線源も不要となり作業は非常に簡便なもので済む。【００３１】
この発明は、上記実施形態に限られることはなく、下記のように変形実施することができる。【００３２】
上述した実施例では、ＰＥＴ装置を例に採って説明したが、この発明は、放射性薬剤が投与された被検体から発生した放射線を同時計数して核医学診断を行う核医学装置であれば、ＰＥＴ装置に限定されずに適用することができる。【００３３】
上述した実施例では、ＰＥＴ装置とＸ線ＣＴ装置とを備えたＰＥＴ−ＣＴのように、核医学診断装置とＸ線ＣＴ装置とを組み合わせた装置にも適用することができる。【００３４】
上述した実施例では、シンチレータブロック１は、シンチレータアレイ群１１Ｆとシンチレータアレイ群１１Ｒとの２層（個）組合わせたものとして説明したが、２層（個）以外の複数層（個）であってもよい。また、各シンチレータに備えるシンチレータ１１Ｆ，１１Ｒの数を８×８本として説明したが、これ以外の複数本備えるようにしてもよい。【００３５】
上述した実施例では、受光素子を光電子増倍管３１〜３４として説明したが、これ以外の受光素子、例えば、フォトダイオードやアバランシェフォトダイオードなどを用いてもよい。
【産業上の利用可能性】
【００３６】
以上のように、この発明は、医療用や産業用の放射線撮影装置に適している。
【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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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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【図１８】
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【図１９】
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【図２０】
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【図２１】
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【図２２】
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【手続補正書】
【提出日】平成20年10月3日(2008.10.3)
【手続補正１】
【補正対象書類名】特許請求の範囲
【補正対象項目名】全文
【補正方法】変更
【補正の内容】
【特許請求の範囲】
【請求項１】
複数個のシンチレータを２次元的に密着配置し、γ線入射深さ方向に発光パルスの減衰時間が異なり自己放射能特性を持つ複数個のシンチレータアレイを光学的に結合したシンチレータブロックと、前記シンチレータブロックで発光した発光パルスを電気信号に変換する受光素子と、前記受光素子から出力された電気信号であるアナログ信号をデジタル信号に変換するＡ／Ｄ変換器と、γ線入射深さ方向の発光パルスの減衰時間が異なる複数個のシンチレータアレイの識別手段を備え、
前記シンチレータアレイの識別手段に要するパラメータは、自己放射能特性を持つシンチレータアレイの自己放射能による信号カウントを参照して決定することを特徴とする核医学診断装置。
【請求項２】
複数個のシンチレータを２次元的に密着配置し、γ線入射深さ方向に発光パルスの減衰時間が異なり自己放射能特性を持つ複数個のシンチレータアレイを光学的に結合したシンチレータブロックと、前記シンチレータブロックで発光した発光パルスを電気信号に変換する受光素子と、前記受光素子から出力された電気信号であるアナログ信号をデジタル信号に変換するＡ／Ｄ変換器と、γ線入射深さ方向の発光パルスの減衰時間が異なる複数個のシンチレータアレイの識別手段を備え、
前記シンチレータアレイ識別手段は、前記Ａ／Ｄ変換器で変換されたデジタル信号を順次加算する加算手段と、前記加算手段において、前記シンチレータブロックで発光した発光パルスの発光開始時から発光終了時までの途中である途中時点までのデジタル信号を加算した途中加算値および前記シンチレータブロックで発光した発光パルスの発光開始時から発光終了時までのデジタル信号を加算した全加算値に基づき、途中加算値を全加算値で除算した値を示す識別値を算出する識別値算出手段と、前記識別値算出手段で算出された識別値のうちの最大値と最小値とから中間値を求める中間値算出手段と、前記中間値算出手段で算出された中間値に対して、前記識別値算出手段で算出された識別値が大きい値か小さい値かを判別する判別手段を備え、その判別方法は自己放射能特性を持つシンチレータアレイの自己放射能による信号カウントを参照して発光開始時から途中時点までの期間と中間値のパラメータを求めることを特徴とする核医学診断装置。
【請求項３】
請求項１又は２に記載の核医学診断装置において、前記シンチレータブロックと前記受光素子とを光学的に結合するライトガイドを備えていることを特徴とする核医学診断装置。
【国際調査報告】
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