(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
自己放射能を持つ結晶素子を含んだ検出器を備えた断層撮影装置であって、その自己放射能を用いて時間補正を行う時間補正手段を備えることを特徴とする断層撮影装置。
【請求項２】
請求項１に記載の断層撮影装置において、光子エネルギ幅を設定するエネルギ幅設定手段を備え、そのエネルギ幅設定手段で設定された光子エネルギ幅内における前記自己放射能を用いて前記時間補正手段は時間補正を行うことを特徴とする断層撮影装置。
【請求項３】
請求項１または請求項２に記載の断層撮影装置において、前記検出器は、相互作用を起こした深さ方向の光源位置を弁別するために前記深さ方向に結晶素子を積層して構成された検出器であることを特徴とする断層撮影装置。
【請求項４】
請求項１から請求項３のいずれかに記載の断層撮影装置において、前記自己放射能を持つ結晶素子は、αまたはβ−崩壊を起こし、そのαまたはβ−崩壊に伴ったγ線を放出する核種を含んでおり、前記αまたはβ−崩壊を起こした検出器自身でα線またはβ線を検出するとともに、別の検出器で前記αまたはβ−崩壊に伴ったγ線を検出し、α線またはβ線の検出事象およびγ線の検出事象を用いて前記時間補正手段は時間補正を行うことを特徴とする断層撮影装置。
【請求項５】
請求項１から請求項４のいずれかに記載の断層撮影装置において、前記検出器は、前記自己放射能を持つ結晶素子と自己放射能を持たない結晶素子とから構成されることを特徴とする断層撮影装置。
【請求項６】
請求項５に記載の断層撮影装置において、前記自己放射能を持つ結晶素子と自己放射能を持たない結晶素子とから構成される前記検出器による検出事象に基づいて、自己放射能を持たない検出器同士での時間補正を前記時間補正手段は行うことを特徴とする断層撮影装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
この発明は、断層撮影装置に係り、特に、時間補正を行う技術に関する。
【背景技術】
【０００２】
断層撮影装置として、核医学診断装置、すなわちＥＣＴ(Emission Computed Tomography)装置を例に採るとともに、核医学診断装置として、ＰＥＴ(Positron Emission Tomography)装置を例に採って説明する。また、相互作用を起こした深さ方向の光源位置(DOI: Depth of Interaction)を弁別するためのＤＯＩ検出器を有する装置として、ＤＯＩ−ＰＥＴ装置を例に採って説明する（例えば、特許文献１−３、非特許文献１−３参照）。ＰＥＴ装置は、陽電子（Positron）、すなわちポジトロンの消滅によって発生する複数本の光子を検出して複数個の検出器で光子を同時に検出したときのみ被検体の断層画像を再構成するように構成されている。
【０００３】
具体的には、陽電子放出核種を含んだ放射性薬剤を被検体内に投与して、投与された被検体内から放出される511KeVの対消滅光子を多数の検出素子（例えばシンチレータ）群からなる検出器で検出する。そして、２つの検出器で一定時間内に光子を検出した場合に同時に検出したとして、それを一対の対消滅光子として計数し、さらに対消滅発生地点を、検出した検出器対の直線上と特定する。このような同時計数情報を蓄積して再構成処理を行って、陽電子放出核種分布画像（すなわち断層画像）を得る。
【０００４】
このとき、検出器毎に光子を検出するまでの時間が少しずつ異なるので、その検出にかかる時間を補正する（この時間補正を「タイミング・キャリブレーション(Timing Calibration)」とも呼ぶ）ことで、より精度の高い同時計数情報を得る。このような時間補正（タイミング・キャリブレーション）を行って同時計数情報を得ることで、より精度の高い陽電子放出核種分布画像を得ることができる。
【０００５】
このように、検出器の位置情報から光源の情報を求めて、その情報から画像を得て撮像（すなわち断層撮影）を行う装置では、検出器の詳細な位置情報を得ることで画像の質を向上させている。例えば、上述した特許文献３のように平面方向の検出器には検出器を細分化したマルチアノードの光電子増倍管(PMT: Photo Multiplier Tube)を使用する手法、上述した特許文献２のようにシンチレータと光電子増倍管との間に介在するライトガイドに埋め込まれた光反射材あるいは光遮蔽材からなる区画壁の深さ方向を調整する手法、上述した非特許文献１のように検出素子を深さ方向に多層化する手法、上述したように深さ方向に多層化して、さらに上述した特許文献１や非特許文献２のように深さ方向に減衰時間が互いに異なる検出素子を複数組み合わせて検出器を構成する手法などがある。その他に、対消滅光子発生地点を限定する時間差情報(TOF: Time Of Flight)を利用した手法等が開発されている。
【特許文献１】特開２０００−５６０２３号公報
【特許文献２】特開２００４−２４５５９２号公報
【特許文献３】特表２００６−５２２９２５号公報
【非特許文献１】稲玉  直子、“第4章  DOI測定装置”、[online]、独立行政法人  放射線医学総合研究所(National Institute of Radiological Sciences)、インターネット< URL : http://www.nirs.go.jp/usr/medical-imaging/ja/study/nextgeneration-pet2000/ninadama.html>
【非特許文献２】田中栄一（浜松ホトニクス、元放医研）、菅野  巌（秋田脳研）、“MIT Virtual Museum PET text14”、[online]、ACADEMIA、インターネット< URL : http://www.ricoh.co.jp/net-messena/ACADEMIA/JAMIT/MITVM/PET/TANAKA04/text14.html>
【非特許文献３】A GSO depth of interaction detector for PET: IEEE Trans. Nucl. Sci., 45: 1078-1082, 1998.
【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、このような従来例の場合には、次のような問題がある。まず、光子検出素子としてＬＳＯのような天然放射性元素を含む（すなわち自己放射能を持つ）結晶素子を検出素子として使用してない場合、タイミング・キャリブレーションを行うためには外部線源（例えば１８Ｆのプールファントム）が必要である。外部線源を用いると多数の検出器対に対して一度の測定でタイミング・キャリブレーションが可能である。タイミング・キャリブレーションは、上述したように、より精度の高いデータを得るのにＰＥＴ装置にとって重要な調整である。しかし、このような調整データの統計を多く必要とするので、1mCi程度の外部線源を作る場合もあり、手間と被曝が少なからず存在する。また、タイミング・キャリブレーションには散乱線が少ない方が好ましいので、理想的には点線源がよいのだが、そのような強い点線源を保持するのは容易でない。また、点線源を用いた場合には全ての検出器対についての補正値を得るためには、例えば以下の参考文献にあるように、外部に参照検出器を別途用意する必要がある。この場合には、点線源や参照検出器の設置位置の精度が重要であり、簡便な方法でない（参考文献: Nuclear Science Symposium Conference Record, 2004 IEEE Volume 4, Issue, 16-22 Oct. 2004 Page(s): 2361-2365 Vol.4）。
【０００７】
また、光子検出素子としてＬＳＯのような天然放射性元素１７６Ｌｕを含む検出素子を使用した場合には、調整データにさらに一定量のBack Groundを形成する。したがって、同時計数を行うことでそのようなランダムな成分の多くを排除することができるが、タイミング・キャリブレーションを行う際には自己放射能の影響を少なくするために、ある程度の強い外部線源を使うことが好ましい。そのような強い外部線源を用いると、調整者の被曝を増大させる要因となる。
【０００８】
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、外部線源を使用しないで時間補正を行うことができる断層撮影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】
【０００９】
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、請求項１に記載の発明は、自己放射能を持つ結晶素子を含んだ検出器を備えた断層撮影装置であって、その自己放射能を用いて時間補正を行う時間補正手段を備えることを特徴とするものである。
【００１０】
［作用・効果］自己放射能を持つ結晶素子を検出素子として使用した場合には、上述したようにBack Groundが得られる。このBack Groundを活用すれば、時間補正を行うことが可能であるという知見を得た。そこで、請求項１に記載の発明によれば、自己放射能を用いて時間補正を行う時間補正手段を備えることで、外部線源を使用しないで時間補正を行うことができる。
【００１１】
上述した発明において、光子エネルギ幅を設定するエネルギ幅設定手段を備え、そのエネルギ幅設定手段で設定された光子エネルギ幅内における自己放射能を用いて時間補正手段は時間補正を行うのが好ましい（請求項２に記載の発明）。所望のエネルギ幅を持った光子のみを、エネルギ幅設定手段で設定することで取り出すことができ、Ｓ／Ｎ比のよい時間分布（タイミングヒストグラム）を得ることができる。その結果、より精度の高い時間補正を行うことができる。
【００１２】
また、上述したこれらの発明の好ましい一例は、検出器は、相互作用を起こした深さ方向の光源位置を弁別するために深さ方向に結晶素子を積層して構成された検出器（すなわちＤＯＩ検出器）である（請求項３に記載の発明）。かかる検出器を使用することで、深さ方向の分解能を向上させ、かつ時間補正を行うことができる。
【００１３】
また、上述したこれらの発明の好ましい一例は、自己放射能を持つ結晶素子は、αまたはβ−崩壊を起こし、そのαまたはβ−崩壊に伴ったγ線を放出する核種を含んでおり、αまたはβ−崩壊を起こした検出器自身でα線またはβ線を検出するとともに、別の検出器でαまたはβ−崩壊に伴ったγ線を検出し、α線またはβ線の検出事象およびγ線の検出事象を用いて時間補正手段は時間補正を行うことである（請求項４に記載の発明）。
【００１４】
また、上述した検出器は、全て自己放射能を持つ結晶素子から構成されていてもよいし、自己放射能を持つ結晶素子と自己放射能を持たない結晶素子とから構成されていてもよい（請求項５に記載の発明）。後者のように自己放射能を持たない結晶素子を含む場合には、自己放射能を持つ結晶素子と自己放射能を持たない結晶素子とから構成される検出器による検出事象に基づいて、自己放射能を持たない検出器同士での時間補正を時間補正手段は行うことが可能である（請求項６に記載の発明）。自己放射能を持つ結晶素子から構成される検出器を別の検出器と組み合わせて用いると、自己放射能を持つ検出器同士の補正データ、および一方が自己放射能を持ち、他方が自己放射能を持たない検出器の補正データを求めることができ、それらの補正データを用いることで自己放射能を持たない検出器同士での時間補正を行うことが可能である。
【発明の効果】
【００１５】
この発明に係る断層撮影装置によれば、自己放射能を用いて時間補正を行う時間補正手段を備えることで、外部線源を使用しないで時間補正を行うことができる。
【実施例１】
【００１６】
以下、図面を参照してこの発明の実施例１を説明する。
図１は、実施例１に係るＰＥＴ−ＣＴ装置の側面図であり、図２は、実施例１に係るＰＥＴ−ＣＴ装置のブロック図である。なお、本実施例１では、断層撮影装置として、核医学診断装置を例に採って説明するとともに、核医学診断装置として、ＰＥＴ (Positron Emission Tomography) 装置とＸ線ＣＴ装置とを組み合わせたＰＥＴ−ＣＴ装置を例に採って説明する。
【００１７】
図１に示すように、本実施例１に係るＰＥＴ−ＣＴ装置１は、水平姿勢の被検体Ｍを載置する天板２を備えている。この天板２は、上下に昇降移動、被検体Ｍの体軸に沿って平行移動するように構成されている。ＰＥＴ−ＣＴ装置１は、天板２に載置された被検体Ｍを診断するＰＥＴ装置３とＸ線ＣＴ装置４とを備えている。ＰＥＴ−ＣＴ装置１は、この発明における断層撮影装置に相当する。
【００１８】
ＰＥＴ装置３は、開口部３１ａを有したガントリ３１と被検体Ｍから発生した光子を検出する光子検出器３２とを備えている。光子検出器３２は、被検体Ｍの体軸周りを取り囲むようにしてリング状に配置されており、ガントリ３１内に埋設されている。光子検出器３２は、シンチレータブロック３２ａとライトガイド３２ｂと光電子増倍管（ＰＭＴ）３２ｃ（図３を参照）とを備えている。シンチレータブロック３２ａは、複数個のシンチレータからなる。放射性薬剤が投与された被検体Ｍから発生した光子をシンチレータブロック３２ａが光に変換して、変換されたその光をライトガイド３２ｂが案内して、光電子増倍管３２ｃが光電変換して電気信号に出力する。光子検出器３２は、この発明における検出器に相当する。光子検出器３２の具体的な構成については、図３で後述する。
【００１９】
一方、Ｘ線ＣＴ装置４は、開口部４１ａを有したガントリ４１を備えている。ガントリ４１内には、被検体ＭにＸ線を照射するＸ線管４２と、被検体Ｍを透過したＸ線を検出するＸ線検出器４３とを配設している。Ｘ線管４２およびＸ線検出器４３が互いに対向位置になるようにそれぞれを配設しており、モータ（図示省略）の駆動によってガントリ４１内でＸ線管４２およびＸ線検出器４３を被検体Ｍの体軸の軸心周りに回転させる。本実施例１では、Ｘ線検出器４３としてフラットパネル型Ｘ線検出器（ＦＰＤ）を採用している。もちろん、フラットパネル型Ｘ線検出器（ＦＰＤ）以外のＸ線検出器を用いてもよい。
【００２０】
図１（ａ）では、ＰＥＴ装置３のガントリ３１とＸ線ＣＴ装置４のガントリ４１とを互いに別体としたが、図１（ｂ）に示すように、一体型に構成してもよい。
【００２１】
続いて、ＰＥＴ−ＣＴ装置１のブロック図について説明する。図２に示すように、ＰＥＴ−ＣＴ装置１は、上述した天板２やＰＥＴ装置３やＸ線ＣＴ装置４の他に、コンソール６を備えている。ＰＥＴ装置３は、上述したガントリ３１や光子検出器３２の他に、ＰＥＴデータ収集部５を備えている。Ｘ線ＣＴ装置４は、上述したガントリ４１やＸ線管４２やＸ線検出器４３の他に、ＣＴデータ収集部４４を備えている。
【００２２】
ＰＥＴデータ収集部５は、光子検出器３２で検出された光子に基づいてＰＥＴデータ（核医学用データ）を収集し、同時計数回路５１と増幅器５２とＡＤ変換器５３とエネルギウィンドウ部５４と時間差情報算出部５５とタイミング・キャリブレーション部５６とを備えている。エネルギウィンドウ部５４は、この発明におけるエネルギ幅設定手段に相当し、タイミング・キャリブレーション部５６は、この発明における時間補正手段に相当する。
【００２３】
コンソール６は、データ収集部６１と画像再構成部６２とメモリ部６３と入力部６４と出力部６５とコントローラ６６とを備えている。
【００２４】
同時計数回路５１は、光子が光子検出器３２で同時に検出（すなわち同時計数）されたか否かを判定する。同時計数回路５１で同時計数されたＰＥＴデータをデータ収集部６１に送り込む。増幅器５２は、光子検出器３２で検出されて出力された電気信号を増幅させる。ＡＤ変換器５３は、増幅器５２で増幅された電気信号のアナログ値をディジタル値に変換してディジタル出力する。
【００２５】
エネルギウィンドウ部５４は、光子検出器３２で検出された光子のうち所望のエネルギ幅を持った光子のみを取り出す。本実施例１では、β線（最大エネルギ580KeV）と307KeVのγ線との同時計数が要るので、β線用のエネルギウィンドウ（エネルギ幅）ＥＷ＿１：400〜800KeV、γ線用のエネルギウィンドウ（エネルギ幅）ＥＷ＿２：200〜400KeVをエネルギウィンドウ部５４は設定する。
【００２６】
時間差情報算出部５５は、エネルギウィンドウ部５４で取り出された所望のエネルギ幅を持った光子（実施例１ではβ線と307KeVのγ線）に基づいて、検出器対の時間差を求め、時間差分布（タイミングヒストグラム(Timing Histogram)）を求める。タイミング・キャリブレーション部５６は、時間差情報算出部５５で求められた時間差分布に基づいてタイミング・キャリブレーション（時間補正）を行う。同時計数回路５１は、タイミング・キャリブレーション後のタイミングで光子の同時計数を行う。
【００２７】
一方、ＣＴデータ収集部４４は、Ｘ線検出器４３で検出されたＸ線に基づいて投影データをＣＴデータ（Ｘ線ＣＴ用のデータ）として収集する。ＣＴ収集部４４で収集されたＣＴデータをデータ収集部６１に送り込む。
【００２８】
データ収集部６１は、同時計数回路５１で同時計数されて収集されたＰＥＴデータとＣＴデータ収集部４４で収集されたＣＴデータとを重畳する。また、ＣＴデータ収集部４４で収集されたＣＴデータをトランスミッションデータとしてＰＥＴデータに作用させて、ＰＥＴデータの吸収補正を行ってもよい。データ収集部６１は、重畳された投影データを画像再構成部６２に送り込む。画像再構成部６２は、データ収集部６１で重畳された投影データを再構成して断層画像を生成する。
【００２９】
メモリ部６３は、コントローラ６６を介して、ＰＥＴデータ収集部５やＣＴデータ収集部４４やデータ収集部６１で収集された各々のデータや画像再構成部６２で再構成された断層画像などのデータを書き込んで記憶し、適宜必要に応じて読み出して、コントローラ６６を介して、各々のデータを出力部６５に送り込んで出力する。メモリ部６３は、ＲＯＭ（Read-only Memory）やＲＡＭ（Random-Access Memory）などに代表される記憶媒体で構成されている。
【００３０】
入力部６４は、オペレータが入力したデータや命令をコントローラ６６に送り込む。入力部６４は、マウスやキーボードやジョイスティックやトラックボールやタッチパネルなどに代表されるポインティングデバイスで構成されている。出力部６５は、モニタなどに代表される表示部やプリンタなどで構成されている。
【００３１】
コントローラ６６は、実施例１に係るＰＥＴ−ＣＴ装置１を構成する各部分統括制御する。コントローラ６６は、中央演算処理装置（ＣＰＵ）などで構成されている。ＰＥＴデータ収集部５やＣＴデータ収集部４４やデータ収集部６１で収集された各々のデータや画像再構成部６２で再構成された断層画像などのデータを、コントローラ６６を介して、メモリ部６３に書き込んで記憶、あるいは出力部６５に送り込んで出力する。出力部６５が表示部の場合には出力表示し、出力部６５がプリンタの場合には出力印刷する。
【００３２】
放射性薬剤が投与された被検体Ｍから発生した光子を光子検出器３２のうち該当する光子検出器３２のシンチレータブロック３２ａ（図３を参照）が光に変換して、変換されたその光を光子検出器３２の光電子増倍管３２ｃ（図３を参照）が光電変換して電気信号に出力する。その電気信号を画像情報（画素値）として同時計数回路５１とともに増幅器５２に送り込む。
【００３３】
具体的には、被検体Ｍに放射性薬剤を投与すると、ポジトロン放出型のＲＩのポジトロンが消滅することにより、２本の光子が発生する。同時計数回路５１は、光子検出器３２のシンチレータブロック３２ａ（図３を参照）の位置と光子の入射タイミングとをチェックし、被検体Ｍを挟んで互いに対向位置にある２つのシンチレータブロック３２ａで光子が同時に入射したとき（すなわち同時計数したとき）のみ、送り込まれた画像情報を適正なデータと判定する。一方のシンチレータブロック３２ａのみに光子が入射したときには、同時計数回路５１は、ポジトロンの消滅により生じた光子ではなくノイズとして扱い、そのときに送り込まれた画像情報もノイズと判定してそれを棄却する。
【００３４】
なお、同時計数回路５１で同時計数するときには、一方の検出器での検出時間と他方の検出器での検出時間との間にズレが生じると正確に同時計数が行えない。そこで、かかるズレをなくすために、上述したタイミング・キャリブレーション部５６でタイミング・キャリブレーションを行って、検出器同士の検出時間のタイミングを合わせる。したがって、同時計数回路５１で同時計数するときには、タイミング・キャリブレーション後のタイミングで行う。上述した時間差情報算出部５５やタイミング・キャリブレーション部５６の具体的な機能については詳しく後述する。
【００３５】
同時計数回路５１に送り込まれた画像情報を投影データ（ＰＥＴデータ）として、データ収集部６１に送り込む。一方、Ｘ線管４２およびＸ線検出器４３を回転させながらＸ線管４２から被検体ＭにＸ線を照射して、被検体Ｍの外部から照射されて被検体Ｍを透過したＸ線をＸ線検出器４３が電気信号に変換することでＸ線を検出する。Ｘ線検出器４３で変換された電気信号を画像情報（画素値）としてＣＴデータ収集部４４に送り込む。ＣＴデータ収集部４４は、送り込まれた画像情報の分布をＸ線検出器４３の投影面に投影された投影データ（ＣＴデータ）として収集して、データ収集部６１に送り込む。
【００３６】
データ収集部６１は、ＰＥＴデータの吸収補正やＰＥＴデータおよびＣＴデータの重畳を行って、画像再構成部６２に送り込み、送り込まれた投影データを画像再構成部６２は再構成して断層画像を生成する。
【００３７】
次に、後述する実施例２も含めて、本実施例１に係る光子検出器３２の具体的な構成について、図３を参照して説明する。図３は、光子検出器の具体的構成の概略図である。また、図４は、１７６Ｌｕの崩壊図であり、図５は、同時計数された検出器同士を結ぶ線(LOR: Line Of Response)が同じになる検出器の組み合わせを示す模式図である。
【００３８】
光子検出器３２は、深さ方向に減衰時間が互いに異なる検出素子であるシンチレータを複数組み合わせて構成されたシンチレータブロック３２ａと、シンチレータブロック３２ａに光学的に結合されたライトガイド３２ｂと、ライトガイド３２ｂに光学的に結合された光電子増倍管３２ｃとを備えて構成されている。シンチレータブロック３２ａ中の各シンチレータは、入射された光子によって発光して光に変換することでγ線を検出する。
【００３９】
後述する実施例２も含めて、本実施例１では、深さ方向（図３ではｒ）に減衰時間が互いに異なるシンチレータ群を２つ組み合わせて構成しており、深さ方向に対して入射側から順にシンチレータ群Ａ，シンチレータ群Ｂとする。このように、深さ方向に減衰時間が互いに異なる検出素子であるシンチレータを複数（図３では２つ）組み合わせて構成することで、深さ方向の光源位置を弁別する。また、本実施例では、深さ方向に直交する平面に対してシンチレータを複数個組み合わせて構成しており、深さ方向に直交する平面に対しても光源位置を弁別する。
【００４０】
また、後述する実施例２も含めて、本実施例１では、入射側にあるシンチレータ群ＡをＬＹＳＯ（ＬｕＹＳｉＯ）で形成するとともに、光電子増倍管側にあるシンチレータ群ＢをＧＳＯ（ＧｄＳｉＯ）で形成する。つまり、各実施例ではシンチレータ群Ａ：ＬＹＳＯとシンチレータ群Ｂ：ＧＳＯとからなる２層のＤＯＩ検出器を例に採って説明する。シンチレータ群Ａを形成するＬＹＳＯは自己放射能を持つ結晶素子で、シンチレータ群Ｂを形成するＧＳＯは自己放射能を持たない結晶素子である。
【００４１】
Ｌｕは天然存在比2.59%で１７６Ｌｕ（半減期３７８億年）を持ち、β−崩壊による電子（最大エネルギ580KeV）を放出した後、直ちに307KeV(94%)，202KeV(86%)，88KeV(13.3%)などのγ線を放出する。その崩壊図を図４に示す。図４中の「3.78×1010ｙ」は半減期の３７８億年を示し、γ線を放出しながらエネルギが遷移している状態を表している。なお、図４では、306.78KeVおよび201.83KeVでγ線をそれぞれ放出しているが、小数点一桁を四捨五入して、306.78KeV を307KeVとするとともに、201.83KeVを202KeVとして以下を説明する。
【００４２】
なお、後述する実施例２も含めて、本実施例１では、自己放射能を持つ結晶素子として１７６Ｌｕを例に採って説明しているが、１７６Ｌｕ以外に天然放射性元素であるＰｂ，Ｔｌ，Ｂｉ，Ｋやランタノイド元素やアクチノイド元素などであってもよい。また、１７６Ｌｕを採用した理由は、自己放射のＬｕの崩壊頻度が極めて低い点である。
【００４３】
すなわち、全身用ＰＥＴ装置で１７６Ｌｕを最も多く含む装置での１７６Ｌｕの体積を５２３０ｃｍ３とする。１７６Ｌｕは３００Ｂｑ／ｃｍ３の放射能がある。したがって、５２３０ｃｍ３×３００Ｂｑ／ｃｍ３＝１．５６９ＭＢｑとなる。一方で被検体に投与される放射性薬剤は１８５ＭＢｑ〜が一般的である。検出器対のいずれもが崩壊（この場合β−崩壊）して、その崩壊したものが全て検出されると仮定した場合でも、１．５６９ＭＢｑ／１８５ＭＢｑ≒１／１１８で約１１８分の１の頻度でしか検出されない。
【００４４】
また、検出器対に含まれる２つのＬｕが１２８ｎｓの間に崩壊して検出される事象数は、Ｂｑが単位時間当たりの計数であるので、Ｂｑ＝ｃｏｕｎｔ／ｓｅｃで表され、１×{１．５６９ＭＢｑ×（１２８ｎｓ／１ｓｅｃ）}＝０．２ｃｏｕｎｔ／ｓｅｃとなる。なお、実際にはＬｕからのγ線がその多くが崩壊した結晶素子内で相互作用するので、偶発的に同時に検出される（同時計数される）確率は下がる。このように、１７６Ｌｕを採用した場合には、自己放射のＬｕの崩壊頻度が極めて低く、後述する図７のタイミングヒストグラムのデータを各検出器対毎に採取することができる。
【００４５】
また、１７６Ｌｕを採用した場合には、結晶素子の屈折率をｎとすると、γ線の透過が光速度ｃのままであるのに対して、可視光や紫外光の伝達はｃ／ｎに減速するので、結晶素子と相互作用する深さ位置に依存する原理的なＴＯＦ時間差（後述するように「検出時間差」とも呼ぶ）を生じる。したがって、深さ方向のタイミング・キャリブレーションが１７６Ｌｕを採用した場合には有用である。さらに、１７６Ｌｕを採用した場合には、密度の高いＬＹＳＯあるいは後述するＬＳＯ結晶素子を用いることができ、感度が高く、かつ空間分解能を向上させることができる。したがって、小動物用ＰＥＴ装置のような空間分解能を追求する装置に有用である。
【００４６】
また、２層のＤＯＩ検出器の場合、同時計数された検出器同士を結ぶ線(LOR: Line Of Response)において同じＬＯＲを取る組み合わせは、図５に示すように４通りある。この４つのＬＯＲの組み合わせ毎にタイミング・キャリブレーションを行う方法を以下で説明する。なお、各ＤＯＩの判定については、発光減衰時間の違いを利用した波形弁別法を用いてもよいし、発光の光路の違いを利用した２次元位置情報を用いた弁別法を用いてもよい（参照文献１：田中栄一（浜松ホトニクス、元放医研）、菅野  巌（秋田脳研）、“MIT Virtual Museum PET text14”、[online]、ACADEMIA、インターネット< URL : http://www.ricoh.co.jp/net-messena/ACADEMIA/JAMIT/MITVM/PET/TANAKA04/text14.html>、参照文献２：村山 秀雄（放射線医学総合研究所・分子イメージング研究センター）、“次世代PET装置の開発―現状と今後の展開―”、[online]、社団法人  日本放射線技術学会、日本放射線技術学会雑誌、インターネット<http://www.jstage.jst.go.jp/article/jjrt/62/6/62_786/_article/-char/ja>）。
【００４７】
次に、４つのＬＯＲの組み合わせ毎にタイミング・キャリブレーションを行う方法において、時間差情報算出部５５やタイミング・キャリブレーション部５６の具体的な機能について、図６〜図８を参照して説明する。図６は、タイミングヒストグラム（時間差分布）を得るまでの流れを示すフローチャートであり、図７は、シンチレータ群Ａ−Ａ層間のタイミングヒストグラムの模式図および実測図であり、図８は、エネルギスペクトラムの模式図と実測図およびエネルギウィンドウの設定例である。
【００４８】
同時計数の対象となる光子検出器３２のうち、一方を「検出器１」とするとともに、他方を「検出器２」とする。後述する実施例２も含めて、本実施例１では、その同時計数事象として、「検出器１」で１７６Ｌｕが崩壊し、「検出器１」では自身が放出したβ線を検出し、「検出器２」ではその崩壊で発生したγ線を検出した場合の事象と、逆に「検出器２」で１７６Ｌｕが崩壊し、「検出器２」では自身が放出したβ線を検出し、「検出器１」ではその崩壊で発生したγ線を検出した場合の事象とを利用する。
【００４９】
説明を簡便にするために、「検出器１」と「検出器２」とは対向で６０ｃｍ離れて設置されているとする。「検出器１」で検出されたときの検出時間をＴ１とするとともに、「検出器２」で検出されたときの検出時間をＴ２とする。特に、自己放射能を持つシンチレータ群Ａにおいて「検出器１」で検出されたときの検出時間をＴＡ１とするとともに、「検出器２」で検出されたときの検出時間をＴＡ２とし、自己放射能を持たないシンチレータ群Ｂにおいて「検出器１」で検出されたときの検出時間をＴＢ１とするとともに、「検出器２」で検出されたときの検出時間をＴＢ２とする。
【００５０】
（ステップＳ１１）検出器１の出力・（ステップＳ２１）検出器２の出力
シンチレータ群Ａ−Ａ層間で「検出器１」と「検出器２」とで光子をそれぞれ検出する場合について説明すると、「検出器１」のシンチレータ群Ａで１７６Ｌｕが崩壊し（ステップＳ１１）、「検出器１」のシンチレータ群Ａでは自身が放出したβ線を検出し、「検出器２」のシンチレータ群Ａではその崩壊したγ線を検出する。逆に、「検出器２」のシンチレータ群Ａで１７６Ｌｕが崩壊し（ステップＳ１２）、「検出器２」のシンチレータ群Ａでは自身が放出したβ線を検出し、「検出器１」のシンチレータ群Ａではその崩壊したγ線を検出する。
【００５１】
（ステップＳ１２）検出時間・（ステップＳ２２）検出時間
１７６Ｌｕが崩壊した時間と、自身が放出したβ線を検出した検出時間をほぼ同時とみなすと、すなわち１７６Ｌｕが崩壊したのとほぼ同時に自身が放出したβ線を検出したとすると、検出時間ＴＡ１で「検出器１」のシンチレータ群Ａで１７６Ｌｕが崩壊し、同じく検出時間ＴＡ１で「検出器１」のシンチレータ群Ａでは自身が放出したβ線を検出する（ステップＳ１２）。放出された光子は３０ｃｍを１ｎｓで飛行するので、「検出器２」のシンチレータ群Ａまでは２ｎｓほどの時間がかかって到達し、検出時間ＴＡ２で「検出器２」のシンチレータ群Ａによって検出される。逆に、検出時間ＴＡ２で「検出器２」のシンチレータ群Ａで１７６Ｌｕが崩壊し、同じく検出時間ＴＡ２で「検出器２」のシンチレータ群Ａでは自身が放出したβ線を検出すると（ステップＳ２２）、放出された光子は「検出器１」のシンチレータ群Ａまでは２ｎｓほどの時間がかかって到達し、検出時間ＴＡ１で「検出器１」のシンチレータ群Ａによって検出される。
【００５２】
（ステップＳ３）検出時間差の算出
検出時間ＴＡ１を基準とした検出時間ＴＡ２の検出時間差（ＴＡ２−ＴＡ１）を求める。「検出器２」が「検出器１」に比べαだけ検出が遅い場合、「検出器１」のシンチレータ群Ａで１７６Ｌｕが崩壊し、「検出器１」のシンチレータ群Ａでは自身が放出したβ線を検出し、「検出器２」のシンチレータ群Ａではその崩壊で発生したγ線を検出した場合の事象では、検出時間差（ＴＡ２−ＴＡ１）は（２ｎｓ＋α）となる。逆に、「検出器２」のシンチレータ群Ａで１７６Ｌｕが崩壊し、「検出器２」のシンチレータ群Ａでは自身が放出したβ線を検出し、「検出器１」のシンチレータ群Ａではその崩壊で発生したγ線を検出した場合の事象では、検出時間差（ＴＡ２−ＴＡ１）は（−２ｎｓ＋α）となる。ここでは、検出時間ＴＡ１を基準とした検出時間ＴＡ２の検出時間差（ＴＡ２−ＴＡ１）を求めたが、検出時間ＴＡ２を基準とした検出時間ＴＡ１の検出時間差（ＴＡ１−ＴＡ２）を求めてもよい。
【００５３】
（ステップＳ４）検出時間差データの蓄積
実際には、検出時間差（ＴＡ２−ＴＡ１）は拡がりを持つ。そこで、上述した事象についてサンプル数を増やして、検出時間差データを蓄積する。
【００５４】
（ステップＳ５）タイミングヒストグラムの作成
横軸を検出時間差（ＴＡ２−ＴＡ１），縦軸を計数（カウント）とした時間差分布（タイミングヒストグラム）は、図７に示す通りである。なお、図７（ａ）は模式図で、図７（ｂ）は実測図である（検出時間差（ＴＡ２−ＴＡ１）＝Δｔ[ns]）。また、縦軸のカウントについては、図７（ａ）では「Count」で表記している。
【００５５】
以上のステップＳ１１・ステップＳ１２・ステップＳ３、あるいはステップＳ２１・ステップＳ２２・ステップＳ３までの処理については、光子検出器３２からＡＤ変換器５３，エネルギウィンドウ部５４（図２を参照）を経て行う。また、ステップＳ３〜Ｓ５の処理については、時間差情報算出部５５（図２を参照）が行う。
【００５６】
このタイミングヒストグラムからも明らかなように、一部の光子は、（２ｎｓ＋α）（図７（ａ）では[ns]で表記しているので「２＋α」）あるいは（−２ｎｓ＋α）（図７（ａ）では[ns]で表記しているので「−２＋α」）から大きくはずれた検出時間差で検出されるが、大部分の光子は、（２ｎｓ＋α）あるいは（−２ｎｓ＋α）の近傍の検出時間差で検出される。したがって、（２ｎｓ＋α）および（−２ｎｓ＋α）において２つのピークを持ったヒストグラムが得られる。
【００５７】
時間的なズレであるαを求めるには、上述した２つのピークを検出（測定）するとともに、そのピークでの時間差（２ｎｓ＋α）および（−２ｎｓ＋α）を検出（測定）する。そして、その検出結果である各ピークでの時間差（２ｎｓ＋α）および（−２ｎｓ＋α）から、時間的平均α（＝｛（２ｎｓ＋α）＋（−２ｎｓ＋α）｝／２）でαを求めることができる。なお、ピークが近接している場合などでは、図７のヒストグラムの重心を計算する方法を採用してもよい。
【００５８】
以上の方法で、シンチレータ群Ａ−Ａ層間で「検出器１」と「検出器２」とで光子をそれぞれ検出する場合での時間的なズレαを求めることができる。したがって、シンチレータ群Ａ−Ａ層間で「検出器１」と「検出器２」とで光子をそれぞれ検出する場合には、タイミング・キャリブレーション部５６（図１を参照）は、時間的なズレαを“０”にするタイミング・キャリブレーション（時間補正）を行う。シンチレータ群Ａ−Ｂ層間で「検出器１」と「検出器２」とで光子をそれぞれ検出する場合での検出時間差（ＴＢ２−ＴＡ１）を求める場合、シンチレータ群Ｂ−Ａ層間で「検出器１」と「検出器２」とで光子をそれぞれ検出する場合での検出時間差（ＴＡ２−ＴＢ１）を求める場合についても同様に求めれば、時間的なズレを求めることができ、タイミング・キャリブレーションを行うことができる。
【００５９】
また、本実施例１では、光子検出器３２は、自己放射能を持つ結晶素子（ＬＹＳＯで形成されたシンチレータ群Ａ）と自己放射能を持たない結晶素子（ＧＳＯで形成されたシンチレータ群Ｂ）とから構成された２層のＤＯＩ検出器である。このように自己放射能を持たない結晶素子からなる場合には、自己放射能を持たない検出器同士で光子を検出する場合（すなわちシンチレータ群Ｂ−Ｂ層間で「検出器１」と「検出器２」とで光子をそれぞれ検出する場合）には、β−崩壊はシンチレータ群Ａでしか起きないので、シンチレータ群Ｂ−Ｂ層間での時間的なズレを直接的に求めることができない。
【００６０】
しかし、上述したシンチレータ群Ａ−Ａ層間での検出時間差（ＴＡ２−ＴＡ１）、シンチレータ群Ａ−Ｂ層間での検出時間差（ＴＢ２−ＴＡ１）およびシンチレータ群Ｂ−Ａ層間での検出時間差（ＴＡ２−ＴＢ１）が求まっていれば、（ＴＢ２−ＴＡ１）＋（ＴＡ２−ＴＢ１）−（ＴＡ２−ＴＡ１）＝ＴＢ２−ＴＢ１とすることで、シンチレータ群Ｂ−Ｂ層間での検出時間差（ＴＢ２−ＴＢ１）を間接的に求めることができ、シンチレータ群Ｂ−Ｂ層間での時間的なズレを間接的に求めることができる。
【００６１】
当然、シンチレータ群Ｂが自己放射能を持つ場合でも、上述した既知の検出時間差を用いて検出時間差および時間的なズレを間接的に求めることができるし、もちろん、時間的なズレをタイミングヒストグラムから直接的に求めることもできる。
【００６２】
さらに、タイミングヒストグラムを精度良く得るためには、上述したエネルギウィンドウ部５４（図２を参照）をＡＤ変換器５３と時間差情報算出部５５との間に設ければよい。本測定で欲しいのは、上述したようにβ線（最大エネルギ580KeV）と307KeVのγ線との同時計数である。そこで、例として、図８に示すような２つのエネルギウィンドウ（エネルギ幅）をエネルギウィンドウ部５４は設定する。図８（ａ）は模式図で、図８（ｂ）は実測図およびエネルギウィンドウの設定例である。１つは、β線用のエネルギウィンドウ（エネルギ幅）ＥＷ＿１：400〜800KeV、もう１つはγ線用のエネルギウィンドウ（エネルギ幅）ＥＷ＿２：200〜400KeVとする。ＥＷ＿１は、図８に示すように、他の検出器からのγ線(307KeV)を取り出すためのエネルギウィンドウで、ＥＷ＿２は、自己発光成分（β線とγ線）、すなわち自己放射能を持つ検出素子自身から放出された光子を検出する成分のためのエネルギウィンドウである。なお、このとき、エネルギウィンドウＥＷ＿２は200〜400KeVであるので、307KeVのγ線以外に202KeVのγ線もタイミングヒストグラムに含まれるが問題はない。
【００６３】
そして、ＥＷ＿１およびＥＷ＿２の同時計数のみを真のデータ(True)として使用することで、Ｓ／Ｎ比のよいタイミングヒストグラムを得ることができ、より精度の高いタイミング・キャリブレーション（時間補正）を行うことができる。
【００６４】
上述したタイミング・キャリブレーション部５６（図２を参照）によってタイミング・キャリブレーションを行い、一方の「検出器１」での検出時間と他方の「検出器２」での検出時間との間に生じた時間的なズレをなくした後に、放射性薬剤を被検体Ｍに投与して同時計数回路５１で同時計数してＰＥＴ−ＣＴ装置１による核医学診断を行う。キャリブレーション後において時間的なズレがないので、同時計数回路５１で同時計数を正確に行うことができ、核医学診断を正確に行うことができる。
【００６５】
自己放射能を持つ結晶素子を検出素子として使用した場合には、上述したようにBack Groundが得られる。このBack Groundを活用すれば、タイミング・キャリブレーション（時間補正）を行うことが可能であるという知見を得た。そこで、上述の構成を備えた本実施例１に係るＰＥＴ−ＣＴ装置１によれば、自己放射能を用いて時間補正を行うタイミング・キャリブレーション部５６を備えることで、外部線源を使用しないでタイミング・キャリブレーション（時間補正）を行うことができる。
【００６６】
なお、タイミング・キャリブレーションは、夜間などの測定のない時間帯に何も用意しないで測定だけを行うことができるので、従来に比べて非常に簡便に実施することができるという効果をも奏する。１７６Ｌｕは半減期３７８億年という超寿命核であるので、経年劣化を無視できる安定した放射線源であり、検出器の調整（例えばタイミング・キャリブレーション）や検出器の状態を測定するのにも適しているという効果をも奏する。また、検出器のジオメトリ（幾何学的な検出器の配置）や放射線強度が変化しないので、測定誤差を除いて極めて再現性の高い条件であり、誰が測定しても同じ精度でタイミング・キャリブレーションを行うことが容易であるという効果をも奏する。
【００６７】
本実施例１では、好ましくは、光子エネルギ幅（エネルギウィンドウ）を設定するエネルギウィンドウ部５４を備え、そのエネルギウィンドウ部５４で設定された光子エネルギ幅内における自己放射能を用いてタイミング・キャリブレーション部５６はタイミング・キャリブレーションを行っている。所望のエネルギ幅（エネルギウィンドウ）を持った光子（本実施例１では、β線（最大エネルギ580KeV）と307KeVのγ線）のみを、エネルギウィンドウ部５４で設定することで取り出すことができ、Ｓ／Ｎ比のよい時間分布（タイミングヒストグラム）を得ることができる。その結果、より精度の高いタイミング・キャリブレーション（時間補正）を行うことができる。
【００６８】
本実施例１では、光子検出器３２は、相互作用を起こした深さ方向の光源位置を弁別するために深さ方向に結晶素子を積層して構成されたＤＯＩ検出器である。かかる検出器を使用することで、深さ方向の分解能を向上させ、かつタイミング・キャリブレーションを行うことができる。
【００６９】
本実施例１では、自己放射能を持つ結晶素子（ＬＹＳＯで形成されたシンチレータ群Ａ）は、β−崩壊を起こし、そのβ−崩壊に伴ったγ線を放出する核種を含んでおり、β−崩壊を起こした検出器自身でβ線を検出するとともに、別の検出器でβ−崩壊に伴ったγ線を検出し、β線の検出事象およびγ線の検出事象を用いてタイミング・キャリブレーション部５６はタイミング・キャリブレーションを行っている。
【００７０】
本実施例１では、光子検出器３２は、自己放射能を持つ結晶素子（ＬＹＳＯで形成されたシンチレータ群Ａ）と自己放射能を持たない結晶素子（ＧＳＯで形成されたシンチレータ群Ｂ）とから構成されている。自己放射能を持たない結晶素子を含む場合には、自己放射能を持つ結晶素子と自己放射能を持たない結晶素子とから構成される検出器による検出事象に基づいて、自己放射能を持たない検出器同士（本実施例１ではシンチレータ群Ｂ−Ｂ層間）でのタイミング・キャリブレーションをタイミング・キャリブレーション部５６は行うことが可能である。自己放射能を持つ結晶素子から構成される検出器を別の検出器と組み合わせて用いると、自己放射能を持つ検出器同士の補正データ（この場合には検出時間差（ＴＡ２−ＴＡ１））、および一方が自己放射能を持ち、他方が自己放射能を持たない検出器の補正データ（この場合には検出時間差（ＴＢ２−ＴＡ１）および（ＴＡ２−ＴＢ１））を求めることができ、それらの補正データを用いることで自己放射能を持たない検出器同士でのタイミング・キャリブレーションを行うことができる。
【実施例２】
【００７１】
次に、図面を参照してこの発明の実施例２を説明する。
図９は、実施例２に係る実施例２に係るトランスミッション型のＰＥＴ装置の側面図であり、図１０は、実施例２に係るトランスミッション型のＰＥＴ装置のブロック図である。本実施例２では、断層撮影装置として、核医学診断装置を例に採って説明するとともに、核医学診断装置として、ＰＥＴ (Positron Emission Tomography) 装置とトランスミッション装置とを組み合わせたトランスミッション型のＰＥＴ装置を例に採って説明する。
【００７２】
図９に示すように、本実施例２に係るトランスミッション型のＰＥＴ装置１は、上述した実施例１と同様に、寝台２とＰＥＴ装置３とを備えている。本実施例２では、上述した実施例１のＸ線ＣＴ装置４の替わりにトランスミッション装置７を備えている。ＰＥＴ装置３については、上述した実施例１と同じであるので、その説明を省略する。
【００７３】
トランスミッション装置７は、開口部７１ａを有したガントリ７１を備えている。ガントリ７１内には、被検体Ｍに投与する放射性薬剤、すなわち放射性同位元素（ＲＩ）と同種の放射線（本実施例２では光子）を照射させる線源７２と、被検体Ｍを透過した光子を検出するトランスミッション検出器７３とを配設している。モータ（図示省略）の駆動によってガントリ７１内で線源７２を被検体Ｍの体軸の軸心周りに回転させる。トランスミッション検出器７３については被検体Ｍの体軸の軸心周りにリング状に配設しており、静止させている。もちろん、線源７２と同様に、トランスミッション検出器７３を被検体Ｍの体軸の軸心周りに回転させてもよい。
【００７４】
図９（ａ）では、ＰＥＴ装置３のガントリ３１とトランスミッション装置７のガントリ７１とを互いに別体としたが、上述した実施例１と同様に、図９（ｂ）に示すように、一体型に構成してもよい。
【００７５】
続いて、トランスミッション型のＰＥＴ装置１のブロック図について説明する。図１０に示すように、トランスミッション型のＰＥＴ装置１は、上述した寝台２やＰＥＴ装置３やトランスミッション装置７の他に、コンソール６を備えている。ＰＥＴ装置３およびコンソール６のブロック図については、データ収集部６１を除けば、上述した実施例１と同じであるので、その説明を省略する。
【００７６】
トランスミッションデータ収集部７４は、トランスミッション検出器７３で検出された光子に基づいて光子吸収係数の分布データをトランスミッションデータ（吸収補正データ）として収集する。トランスミッションデータ収集部７４で収集されたトランスミッションデータをデータ収集部６１に送り込む。
【００７７】
データ収集部６１は、同時計数回路５１で同時計数されて収集されたＰＥＴデータに、トランスミッションデータ収集部７７で収集されたトランスミッションデータを作用させて、被検体Ｍの体内での光子の吸収を考慮した投影データに補正する。すなわち、トランスミッションデータをＰＥＴデータに作用させてＰＥＴデータの吸収補正を行う。データ収集部６１は、吸収補正された投影データを再構成して断層画像を生成する。
【００７８】
実施例１でも述べたように、被検体Ｍに放射性薬剤を投与して、同時計数回路５１は、光子検出器３２で検出された光子に基づく画像情報を投影データ（ＰＥＴデータ）として、データ収集部６１に送り込む。一方、線源７２を回転させながら線源７２から被検体Ｍに光子を照射して、被検体Ｍの外部から照射されて被検体Ｍを透過した光子をトランスミッション検出器７３が電気信号に変換することで光子を検出する。トランスミッション検出器７３で変換された電気信号を画像情報（画素値）としてトランスミッションデータ収集部７４に送り込む。トランスミッションデータ収集部７４は、送り込まれた画像情報に基づいてトランスミッションデータ（吸収補正データ）を求める。トランスミッションデータ収集部７４は、光子またはＸ線の吸収係数とエネルギとの関係を表す演算を利用することで、ＣＴ用の投影データ、すなわちＸ線吸収係数の分布データを光子吸収係数の分布データに変換して、光子吸収係数の分布データをトランスミッションデータ（吸収補正データ）として収集する。トランスミッションデータ収集部７７は、トランスミッションデータをデータ収集部６１に送り込む。
【００７９】
データ収集部６１は、ＰＥＴデータの吸収補正を行って、画像再構成部６２に送り込み、送り込まれた吸収補正後の投影データを画像再構成部６２は再構成して、被検体Ｍの体内での光子の吸収を考慮した断層画像を生成する。
【００８０】
なお、実施例１のＸ線ＣＴ装置４の替わりにトランスミッション装置７を本実施例２で備えた構成以外は、エネルギウィンドウ部５４、時間差情報算出部５５およびタイミング・キャリブレーション部５６については、上述した実施例１と同じであるので、その説明を省略する。
【００８１】
また、実施例１のＸ線ＣＴ装置４の替わりにトランスミッション装置７を本実施例２で備えた構成以外は、実施例２における作用・効果についても、上述した実施例１と同じであるので、その説明を省略する。
【００８２】
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。
【００８３】
（１）上述した実施例１では、ＰＥＴ装置とＸ線ＣＴ装置とを組み合わせた装置を例に採って説明し、上述した実施例２では、ＰＥＴ装置とトランスミッション装置とを組み合わせた装置を例に採って説明したが、ＰＥＴ装置単体に適用してもよい。特に、この発明では、外部線源を必要としなくてもタイミング・キャリブレーションを行うことができるという効果を奏するので、上述した実施例２のような外部線源が必要でない。もちろん、上述した実施例２のように外部線源を備えてもかまわない。
【００８４】
（２）上述した各実施例では、断層撮影装置として、核医学診断装置を例に採って説明したが、単にタイミング・キャリブレーションのみを行う断層撮影装置に適用してもよい。
【００８５】
（３）上述した各実施例では、光子エネルギ幅（エネルギウィンドウ）を設定するエネルギ幅設定手段（各実施例ではエネルギウィンドウ部５４）を備え、そのエネルギ幅設定手段（エネルギウィンドウ部５４）で設定された光子エネルギ幅（エネルギウィンドウ）内における自己放射能を用いて時間補正手段（各実施例ではタイミング・キャリブレーション部５６）は時間補正（タイミング・キャリブレーション）を行ったが、Ｓ／Ｎ比等を考慮しない、あるいはＳ／Ｎ比が充分に高い場合には、エネルギ幅設定手段（エネルギウィンドウ部５４）を必ずしも備える必要はない。
【００８６】
（４）上述した各実施例では、検出器は、相互作用を起こした深さ方向の光源位置を弁別するために深さ方向に結晶素子を積層して構成された検出器（すなわちＤＯＩ検出器）であったが、深さ方向の分解能を考慮しない、あるいは深さ方向の分解能が充分に高い場合には、必ずしもＤＯＩ検出器である必要はない。したがって、１種類の自己放射能を持つ結晶素子からなる検出器であってもよい。
【００８７】
（５）上述した各実施例では、自己放射能を持つ結晶素子は、β−崩壊を起こし、そのβ−崩壊に伴ったγ線を放出する核種を含んでおり、β−崩壊を起こした検出器自身でβ線を検出するとともに、別の検出器でβ−崩壊に伴ったγ線を検出し、β線の検出事象およびγ線の検出事象を用いて時間補正手段（各実施例ではタイミング・キャリブレーション部５６）は時間補正（タイミング・キャリブレーション）を行ったが、β−崩壊に限定されない。α−崩壊に適用してもよい。例えば、α−崩壊を起こす鉛（Ｐｂ）を含んだＰＷＢからなる検出器に適用してもよい。
【００８８】
（６）上述した各実施例では、検出器は、自己放射能を持つ結晶素子（各実施例ではＬＹＳＯで形成されたシンチレータ群Ａ）と自己放射能を持たない結晶素子（各実施例ではＧＳＯで形成されたシンチレータ群Ｂ）とから構成されていたが、自己放射能を持つ結晶素子を含んだ検出器であれば、例えば、全て自己放射能を持つ結晶素子から構成されていてもよい。
【００８９】
（７）上述した各実施例では、自己放射能を持つ結晶素子であるシンチレータ群を入射側とし、自己放射能を持たない結晶素子であるシンチレータ群を光電子増倍管側に備えたが、逆であってもよい。また、３層以上のＤＯＩ検出器にも適用することができる。また、自己放射能を持つ結晶素子と自己放射能を持たない結晶素子とを各々の層毎に分離して形成したが、同じ層に自己放射能を持つ結晶素子と自己放射能を持たない結晶素子とを混在させてもよい。
【００９０】
（８）上述した各実施例では、自己放射能を持つ結晶素子としてＬＹＳＯを例に採るとともに、自己放射能を持たない結晶素子としてＧＳＯを採って説明したが、これらに限定されない。例えば、１７６Ｌｕを含む結晶素子として、ＬＳＯやＬＧＳＯを用いてもよいし、Ｌｕを含むＧＳＯを用いてもよい。また、自己放射能を持つ結晶素子の形態については、Ｌｕを含むＧＳＯなどのように、自己放射能（例えばＬｕ）が添加された物質からなる薄膜状のテープを、自己放射能を持たない結晶素子（例えばＧＳＯ）に貼り付ける形態であってもよいし、自己放射能（例えばＬｕ）が添加された物質からなる塗布剤を、自己放射能を持たない結晶素子（例えばＧＳＯ）に貼り付ける形態であってもよい。
【図面の簡単な説明】
【００９１】
【図１】実施例１に係るＰＥＴ−ＣＴ装置の側面図である。
【図２】実施例１に係るＰＥＴ−ＣＴ装置のブロック図である。
【図３】光子検出器の具体的構成の概略図である。
【図４】１７６Ｌｕの崩壊図である。
【図５】同時計数された検出器同士を結ぶ線(LOR: Line Of Response)が同じになる検出器の組み合わせを示す模式図である。
【図６】タイミングヒストグラム（時間差分布）を得るまでの流れを示すフローチャートである。
【図７】（ａ）、（ｂ）は、シンチレータ群Ａ−Ａ層間のタイミングヒストグラムの模式図および実測図である。
【図８】（ａ）、（ｂ）は、エネルギスペクトラムの模式図と実測図およびエネルギウィンドウの設定例である。
【図９】実施例２に係るトランスミッション型のＰＥＴ装置の側面図である。
【図１０】実施例２に係るトランスミッション型のＰＥＴ装置のブロック図である。
【符号の説明】
【００９２】
１  …  ＰＥＴ−ＣＴ装置、トランスミッション型のＰＥＴ装置
３  …  ＰＥＴ装置
３２  …  光子検出器
５４  …  エネルギウィンドウ部
５６  …  タイミング・キャリブレーション部
【図１】
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【図２】
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【図３】
0005024182.tif 000004
【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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