CN100492052C - 核医学诊断装置 - Google Patents

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CN100492052C CNB2006100801255A CN200610080125A CN100492052C CN 100492052 C CN100492052 C CN 100492052C CN B2006100801255 A CNB2006100801255 A CN B2006100801255A CN 200610080125 A CN200610080125 A CN 200610080125A CN 100492052 C CN100492052 C CN 100492052C
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Abstract

本发明的核医学诊断装置具备：检测放射性同位素释放的伽马射线的第一、第二放射线探测器；根据能量而分别辨别从第一、二放射线探测器输出的多个电信号的第一、二能量辨别部件；根据因康普顿散射现象而产生的成对的电信号所对应的伽马射线入射到第一、二放射线探测器的符合，而从由第一、二放射线探测器输出的电信号中判断出该成对的电信号的第一、二同时判断部件；将由第一、二同时判断部件判断出的各一对电信号分别进行相加，根据能量分别辨别相加后的电信号的第一、二相加能量辨别部件；根据第一、二能量辨别部件和第一、二相加能量辨别部件的输出，判断伽马射线入射到第一、二放射线探测器的符合的第三同时判断部件。

Description

核医学诊断装置
本申请是申请号为01817915.0、申请日为2001年10月1日、发明名称为“核医学诊断装置的放射线检测装置及其检测方法”的申请的分案申请。
技术领域
本发明涉及核医学诊断装置的放射线检测装置及其检测方法。
背景技术
历来一直提供有将使用放射性同位素(以下有时略称为“RI”)标记的药剂投入到被检体内，根据放射线检测部件对从该RI放射的伽马射线的检测和计测结果，将被检体内的RI分布的情况图形化的核医学诊断装置。特别是，作为将上述图像作为三维分布图像(断层像)拍摄的装置或部件的SPECT(单光子发射计算机断层显像仪)装置已广为人知。利用这种图像，装置使用者或手术者，无需外科部件就可以确认被检体内部的情况(比如病变部、血流量、脂肪酸代谢量等)。
另外，涉及在具备多个上述放射线检测部件的同时，利用正电子放射性核素作为上述放射性同位素，在正电子和电子结合消灭之际在180度方向上放出的伽马射线再由上述多个放射线检测部件同时检测(同时计数测定，或伽马射线的符合采集)的进行图像化的PET(正电子发射断层显像仪)装置也为人所知。另外，可在同一***中实施该PET和上述SPECT的所谓“SPECT/PET兼用装置”也为人所知。
顺便说一下，在上述装置中，通常，通过设定适当的能量范围(或能量窗口)，可以只采集具有该范围内的能量的伽马射线。此处，比如，设定“康普顿边沿以上的能量”等作为上述适当的能量范围，采集与此相当的全部伽马射线，已成为图像化的基础。这样一来，就可以以产生光电效果的伽马射线作为图像化之际的主要基础数据了。
但是，上述放射线检测部件，是一种基本上具有在接受伽马射线的入射，反映其入射位置及能量的同时，将其变换为(容易取得的)电信号的功能的装置，作为其具体形态，可大致分为“闪烁室”和“半导体检测器”两种。
所谓的闪烁室，是以闪烁体(比如由NaI晶体及BGO及LSO等构成)以及光电倍增器管(PMT)为主构成的。利用此装置，将入射到闪烁体上的伽马射线变更为光信号，再将此光信号利用光电倍增管变换为电信号。另一方面，所谓的半导体检测器，是将多个在伽马射线入射时会产生电荷(即产生电信号)的半导体检测元件(比如CdTe及CdZnTe等)离散地排列在平面上(矩阵状)的结构。
但是，在上述的核医学诊断装置中，一般存在下述问题。即，需要提高上述放射线检测部件的伽马射线采集效率。之所以这样说是因为这一伽马射线采集结果是上述图像化的基础，为了保证其画质及正确性，这一采集效率一般是越高越好。
这一点，在利用上述闪烁室作为放射线检测部件的情况下，在其闪烁体由BGO及LSO等构成的情况，由于其对伽马射线的阻止能力比较高，入射的大部分伽马射线在该闪烁体内引起光电效应，可毫无遗漏地采集伽马射线(就是说，在闪烁体中能给出全部能量)，可以说问题很少。
可是，在使用上述半导体检测器的情况下，其阻止能力与上述闪烁体相比比较低，入射的伽马射线多数不与检测元件相互作用而穿过。并且，不但会未向检测元件提供任何能量而穿过，还会引起康普顿散射之后穿过或引起康普顿散射之后引起光电效应。就是说，在利用半导体检测器的情况下，一般很难将全部伽马射线的能量给予检测元件，所以，由于伽马射线的采集效率低下，也影响了其图像的质量。另外，如如要解决这种不方便，提高阻止能力，而使半导体检测元件的厚度增大，则康普顿散射会发生多次，就不能确定其入射位置了。
另外，即使是使用上述闪烁室，在由NaI等构成其闪烁体的情况下，由于其阻止能力一般很低，也还是可能发生与上述同样的问题。
顺便说一下，这样的情况在伽马射线能量高的情况下就更成为问题。于是，认识到在这种情况下，提高该高能伽马射线的采集效率，就如本文开头所述，与闪烁室及半导体检测器没什么关系，而成为一般的问题。
发明内容
本发明是鉴于上述情况而提出的发明，其目的在于提供一种在放射线检测部件中可使高能伽马射线的采集效率提高的核医学诊断装置的放射线检测装置。
本发明为解决上述问题，采用了以下的部件。
即，第1项发明记载的核医学诊断装置的放射线检测装置的特征在于，在具有利用多个放射线检测单元检测被检体内的放射性同位素发出的伽马射线的放射线检测部件的核医学诊断装置的放射线检测装置中，使上述放射线检测部件成为在区别并采集给出规定能量的伽马射线的同时也区别并采集在上述放射线检测部件内一度经过康普顿散射之后产生了光电效应的伽马射线的放射线检测部件。
另外，第2项发明记载的核医学诊断装置的放射线检测装置的特征在于，在具有两个以上利用多个放射线检测单元检测被检体内的放射性同位素发出的伽马射线的放射线检测部件的核医学诊断装置的放射线检测装置中，上述伽马射线是正电子和电子结合之际在180度方向上发出的伽马射线，在上述两个放射线检测部件中，在同时检测该伽马射线者同时实施计数采集的情况下，使上述放射线检测部件成为在区别并采集给出规定能量的伽马射线的同时也区别并采集在上述放射线检测部件内一度经过康普顿散射之后，产生了光电效应的伽马射线的放射线检测部件。
另外，第3项发明记载的核医学诊断装置的放射线检测装置的特征在于，在第1项或第2项发明记载的相同装置中，上述放射线检测部件是半导体检测器。
另外，第4项至第7项发明记载的核医学诊断装置的放射线检测装置的特征在于，分别在第2项发明记载的相同装置中，在由上述伽马射线，在相邻的上述放射线检测单元中分别引起上述康普顿散射及上述光电效应的情况下，使该伽马射线成为上述同时计数采集的对象(第4项发明)；通过确认通过上述康普顿散射及上述光电效应给予上述放射线检测单元的能量，确定该伽马射线在上述放射线检测部件中的入射位置(第5项发明)；在将上述放射线检测单元划分为多个组的同时对该每个组实施上述区别(第6项发明)；以及在同时计测采集经康普顿散射的伽马射线的时候，以伽马射线的能量为166keV～300keV的范围的放射线检测单元为伽马射线的入射位置(第7项发明)。
另外，第8项发明记载的核医学诊断装置的放射线检测装置的特征在于，在具有利用多个放射线检测单元检测被检体内的放射性同位素发出的伽马射线的放射线检测部件的核医学诊断装置的放射线检测装置中，具有选择上述两个放射线检测单元同时检测出的两个伽马射线的同时判断部件和在该两个伽马射线的能量的相加值等于规定值的情况下区别该两个伽马射线的相加能量区别部件。
还有，第9项～第16项发明的特征在于具有使以与前述第1项～第8项发明相对应的各构成有效实行的各步骤为特征的各放射线检测方法。
另外，本发明还提供一种核医学诊断装置，其特征在于包括：检测从被检体内的放射性同位素释放的伽马射线，输出电信号的第一、第二放射线探测器；根据能量而分别辨别从上述第一放射线探测器输出的多个电信号的第一能量辨别部件；根据因康普顿散射现象而产生的成对的电信号所对应的伽马射线入射到上述第一放射线探测器的符合，而从由上述第一放射线探测器输出的电信号中判断出该成对的电信号的第一同时判断部件；将由上述第一同时判断部件判断出的一对电信号进行相加，根据能量分别辨别相加后的电信号的第一相加能量辨别部件；根据能量，分别辨别从上述第二放射线探测器输出的多个电信号的第二能量辨别部件；根据因康普顿散射现象而产生的成对的电信号所对应的伽马射线入射到上述第二放射线探测器的符合，而从由上述第二放射线探测器输出的电信号中判断出该成对的电信号的第二同时判断部件；将由上述第二同时判断部件判断出的一对电信号进行相加，根据能量分别辨别相加后的电信号的第二相加能量辨别部件；根据上述第一能量辨别部件和第一相加能量辨别部件的输出、上述第二能量辨别部件和第二相加能量辨别部件的输出，判断伽马射线入射到上述第一放射线探测器和伽马射线入射到上述第二放射线探测器的符合的第三同时判断部件；根据上述第三同时判断部件的判断结果，产生表示上述放射性同位素的空间分布的图像的图像产生部件。
附图说明
图1为展示本发明的实施例的核医学诊断装置的放射线检测装置(以下简称为核医学诊断装置)的构成例的概要图。
图2为展示图1所示的伽马射线能量区别部件的构成例的概要图。
图3为展示本实施例的伽马射线采集的处理流程的流程图。
图4为说明康普顿散射现象的说明图。
图5为展示伽马射线对的能谱的曲线图，横轴为能量值，纵轴为康普顿数(计数值)。
图6为说明在伽马射线在放射线检测部件中一度经过康普顿散射之后引起光电效应的情况的说明图。
图7为展示与图2所示的不同的伽马射线能量区别部件的构成例的概要图。
图8为展示在将放射线检测部件的检测元件划分为多个组的同时该各组具有能量区别部件的构成例的概要图。
图9为展示设置3台放射线检测部件的情况的构成例的概要图。
具体实施方式
下面参照附图对本发明的实施例1予以说明。图1为展示本发明的实施例的核医学诊断装置的放射线检测装置的构成例的概要图。在图1中，核医学诊断装置的构成包括放射线检测部件(放射线检测部件)1，伽马射线能量区别部件2，符合判定部件3，数据采集部件4，图像生成部件5以及图像存储器6。
放射线检测部件1，其整体概貌为平板状形态，是由多个半导体检测元件12(在本发明中称为“放射线检测单元”，以下称其为“检测元件”)在图1所示的XY平面上离散地以矩阵状排列构成的。
另外，本实施例的放射线检测部件1，如图1所示，在床台上的床板PL上横卧的被检体P的周围有两台(参照图中的符号1A及1B，两个都具有同一构成)对向设置。利用这两台放射线检测部件1A及1B，可以解消后述的PET采集。此外，这些放射线检测部件1A及1B的整体，由图中未展示的转动臂支持，可以在被检体P的周围按照图中箭头A所示转动。
检测元件12，是用来接受投与上述被检体P内的放射性同位素发出的伽马射线将其直接变换为电信号的装置。此电信号，包含分别表示其由来的上述伽马射线是在放射线检测部件1A或1B的哪一个位置中检知的(换言之，是在“哪一个”检测元件12中检知的)，还有，该伽马射线具有如何的能量的位置信息及能量信息。
更具体说，比如，可以使用化合物半导体碲化镉(CdTe)等作为上述检测元件12。还有，检测元件12的大小，比如对于伽马射线的入射面积可为1.6mm×1.6mm等等。另外，在本发明中，也可以使用化合物半导体CdZnTe作为检测元件12。另外，为了取出上述电信号，在检测元件12中设置图中未展示的电极，这可以是，比如，铂和铟的肖特基结构的器件等，铂侧为施加高压用的电极，铟侧为取出信号用的电极等等。此外，在配置的多个检测元件12的各个元件之间，设置有图中未展示的绝缘片等。另外，这些检测元件12每一个上都附带有电荷放大器和波形成形器(图中都未展示)，上述电信号通过这些电路输出。
利用这种半导体检测器，与使用闪烁体的装置不同，可以从伽马射线直接得到电信号，并且特别是，由于检测元件12的形成容易小型化(就是高集成化)，其本质的分解能，即所谓的intrinsic分解能，可以很高。
还有，在图1中，伽马射线能量区别部件2，如上所述，与放射线检测部件1设置2台相对应，分别各设置2组(A及B)。另外，此伽马射线能量区别部件2A及2B的具体构成，如图2所示，包括时标部件21，坐标检测部件22，能量区别部件23和同时判断部件24以及能量区别部件25。从示于图1的伽马射线能量区别部件2A及2B发出的两个信号(单纯能量区别或相加能量区别)，相应于通过能量区别部件23，或通过同时判断部件24及能量区别部件25的哪一个而取得。
在图2中，时标部件21，对于从放射线检测部件1A及1B输出来的电信号，刻上在放射线检测部件1A及1B上是“何时”检知的(＝检知时间)。另外，坐标检测部件22，确定成为该电信号的由来的伽马射线是入射到放射线检测部件1A及1B中的“哪一个”检测元件12的，即抽出位置信息。
能量区别部件23，判定包含于上述电信号中的能量信息是否在预先规定的能量范围内，在判断是在该范围内的情况，就发送与该伽马射线的能量成比例的能量信号(单纯能量区别信号，参照图1)，在判断为否的情况，不发送任何信号。另外，此处所说的“能量范围”，比如关于能量值，为最小值和最大值，或最小值(或最大值)和以该最小值(或该最大值)为一端的通过指定规定的幅度等可以由装置使用者确定的。另外，此能量范围可以指定多个，具体说，如后面所述，可设定“康普顿边沿以上的能量”等。
另外，能量区别部件25，在从放射线检测部件1A及1B任何一方的任意两个检测元件12输出的电信号，由同时判断部件24认识到是“同时”输出的情况(＝认识到在该两个检测元件12中伽马射线是同时检测的情况)，在选定这两个电信号的同时将该两个电信号的能量信息相加，在其等于规定的能量值(规定值)的情况，就发送与该两个伽马射线的能量成比例的能量信号(相加能量区别信号，参照图1)，在判断为否的情况，不发送任何信号。
另外，关于能量区别部件25的作用将在后面详述。另外，能量区别部件23及能量区别部件25中任何一个都不通过的数据，如图2所示，将予以废弃。
返回图1。符合判定部件3，就通过上述伽马射线能量区别部件2A及2B的各个信号，选择由时标部件21刻印的检知时间在放射线检测部件1A及1B的各个中是“同时”的信号并将此选择的数据送到数据采集部件4。另外，此处所谓的“同时”，比如，相当于上述检知时间的差为大约“10ns”的情况。在数据采集部件4中，将发送来的作为伽马射线数据随时累积。就是说，在本实施例中，通过上述时标部件21及符合判定部件3，对于由2组的放射线检测部件1A及1B检知的伽马射线进行所谓的“符合(coincidence)采集”。另外，未认定为同时的数据，如图1所示，将予以废弃。
图像生成部件5，根据在上述数据采集部件4累积的伽马射线数据，生成关于被检体P内的RI分布的平面像，并且重构断层像，图像存储器6，将这些生成的或重构的平面像或断层像存储。另外，图中未展示，在图像存储器6以后连接图像显示部等，将存储于图像存储器6中的图像显示。
下面说明上述构成的核医学诊断装置的作用效果。另外，本发明，是进行PET采集的情况，其特征在于不是像通常那样只根据引起光电效应的伽马射线形成图像，在入射到放射线检测部件1A及1B的伽马射线中，一度经过康普顿散射并引起光电效应的伽马射线的数据也利用于图像化，所以下面就以此点为中心进行说明。
首先，如图3的步骤S1，开始采集从投与被检体P的正电子核素放射性同位素RI(比如11C13N等)发射的伽马射线(＝装置使用者给出采集开始指令)，进入伽马射线采集模式。此伽马射线，在正电子和电子结合消灭之际在互相正相反的方向(180度方向)上放出伽马射线对(参照图1中从被检体P内的放射性同位素RI伸出的虚线)。由于此伽马射线的发射，在放射线检测部件1或其检测元件12内和该伽马射线之间，产生光电效应、康普顿效应及电子对生成三种相互作用。
另外，作为现在叙述的伽马射线采集开始的前提，装置使用者，可以设定应该采集的伽马射线的能量范围(或能量窗口)，采集时间及采集计数等。另外，在下面，就设定“康普顿边沿以上的能量”
作为上述能量范围，即能量区别部件23的采集对象范围的情况展开说明。
顺便说一下，所谓的上述“康普顿边沿”，具体说具有如下所述的意味。首先，所谓“康普顿效应”，如图4所示，检测元件12内的电子E和入射的伽马射线G发生弹性碰撞电子E发出为一方，是伽马射线G散射(图中Gs)现象。此时，由伽马射线G将能量Ee给予电子E。就是说，检测的上述电信号是与此能量Ee成比例。此时，众所周知，由于图示***的动量及能量守恒，导入散射角θ，可表示为：
Ee＝E/(1+mec2/E(1-cosθ))...(1)
其中的me是电子的静止质量，c是光速。
但是，在上述式(1)中，散射角θ是180度的情况，即在图4中，伽马射线G，如符号Gb所示，在背散射的情况，cosθ＝-1，能量Ee为最大值，以Ee max表示。有时，此最大能量Ee max，一般，称为“康普顿边沿”，从式(1)可得
Ee max＝E/(1+mec2/2E)...(2)
从上述可知，通过将能量范围划分为“康普顿边沿以上的能量”，可以忽视由于康普顿效应给予检测元件12的能量，就是说，可能获得以伴随光电效应的产生的光电峰为主的能谱。楼外，这一点，不外是在本发明中所说的“对于放射线检测部件以给出规定的能量的伽马射线为采集对象”。
再返回图3。如开始关于伽马射线的数据采集，各放射线检测部件1A及1B的检测元件12检知的伽马射线，如图3步骤S2所示，由于该检测元件12的作用，变换为包含其入射的位置信息及能量信息的电信号。于是，此电信号，如图3步骤S3所示，在送到时标部件21将检知时间刻印之后，如图3步骤S4所示，送到坐标检测部件22将该伽马射线G的位置信息抽出。
之后，在图3的步骤5中，在能量区别部件23中，判断该伽马射线G的能量是否是上述预先设定的能量范围，即在“康普顿边沿以上的能量”内。此处，在判断该伽马射线的能量在上述能量范围内的情况，由符合判定部件3判定在上述中刻印的检知时间，在放射线检测部件1A及1B的各个中是否相等，即是否是“同时”检知的(图3步骤S7)。于是，在判断为“不同时”的情况，就将该数据废弃(图3步骤S81)，在判断为“是同时”的情况，就将该数据送到数据采集部件4(图3步骤S82)。
另一方面，在图3步骤S6中，对放射线检测部件1A及1B的任何一个的任意两个检测元件12，在同时输出的电信号中，由能量区别部件25，判定这些能量相加值是否等于预先设定的“规定值”。另外，认识为同时输出的电信号，在图3的步骤6以前，在同时判断部件24中，根据由时标部件21刻印的检知时间选定。
此处，上述所谓的“规定值”，在本实施例中，根据下面的背景设定。首先，一般，在本实施例的伽马射线对中，其能谱，可得到如图5所示的结果。在此图中绘出了可在该伽马射线固有的能量值511keV附近看到的光电峰P1，还有由于1次～4次的康普顿散射可观察到的谱线S1～S4，以及可同时观察到这些谱线S1～S4的情况的谱线S等。另外，在能量值340keV附近的看起来像是“壁”的部位，是上述的康普顿边沿(图中符号为CE)(即Ee max≌340)。顺便说，由此图可知，在上述能量区别部件23中，明显地可以看出，主要是采集参与光电峰P1的伽马射线。
但是，入射到检测元件12的伽马射线，如上所述，与该检测元件12发生光电效应、康普顿散射等相互作用，在本实施例中，其中特别令人注目的是在一度经过康普顿散射之后产生光电效应的伽马射线。可认为，在这种伽马射线中，比如，如图6所示，在放射线检测部件1A及1B上的一个检测元件121中完成康普顿散射之后，在“别个”检测元件122中产生光电效应的情况等。
于是，在这种情况，对上述检测元件121，给予康普顿边沿CE以下的能量Ee，对于上述别个检测元件122，由于剥夺上述能量Ee的散射伽马射线Gs(参照图6)，给予伴随光电效应的能量。所以，如现在假设图6所示的检测元件121的康普顿散射是背散射，在上述别个检测元件122中，可观察到从伽马射线G的能量值大约511keV减去康普顿边沿CE的能量值大约340keV的能量值，即“171keV附近”的能量值。
由此，结果可以如下这样说。就是说，如果在放射线检测部件1A或1B的任何一方的任意两个检测元件12中观察到的能量信息的相加值在511keV附近(并且在一方的检测元件中在171keV，则可以推定存在上述的检测元件121和别个检测元件122。换言之，可以推定存在一度经过康普顿散射之后产生光电效应的伽马射线。就是说，上述的所谓“规定值”意味着“511keV附近”，在本实施例中，参与这个的伽马射线也成为为了成为图像化的基础而采集的对象。另外，在图5中，展示的确可以观察到在171keV附近的峰P2。
另外，因为康普顿边沿CE，如参照图4所说明的，是伽马射线G在康普顿散射的情况丧失的(＝给予电子E的)最大能量(＝Ee max)，所以无论产生任何康普顿散射现象，可能可以观察到图5所示的峰P2的能量值不会在171(＝511-“340附近)keV附近以下。现在所讲的171keV附近的“附近”，根据上述的事情，可以大概划分出最佳范围。另外，关于此“附近”最好是参照后述。
另外，在此种情况，因为从上述两个检测元件12(图6中的检测元件121及122)“同时”检测电信号，该伽马射线的放射线检测部件1A及1B的入射位置的确定可如下进行。即，确认在上述两个检测元件12中观察到的能量值(＝给予的能量值)，也可以将其中的“观察不到”峰P2一方的检测元件12，即观察到康普顿边沿CE附近的能量值的检测元件12(图6中检测元件121)确定为该入射位置。另外，因此，对于能量区别部件25，如图3所示，从坐标检测部件22发送关于上述两个检测元件12的位置坐标数据，根据该数据及上述的考虑，在能量区别部件25中确定入射位置(坐标)。
在图3步骤S6或图2的能量区别部件25中，实施以上说明的运算。于是，这样区别的数据，和经过上述能量区别部件23的数据一样地发送到符合判定部件3，对放射线检测部件1A及1B的各个判定是否是“同时”检测(＝符合)(图3的步骤S7)，并根据此判定向数据采集部件4发送数据(图3的步骤S82)，或是执行废弃(图3的步骤S81)。
结果，在本实施例中，在放射线检测部件1A及1B的一方或双方，也可能将一度经过康普顿散射之后产生光电效应的伽马射线作为采集对象。更具体说，在本实施例中，进行依照下面三个模式的符合采集。
就是说，第一，在放射线检测部件1A(或1B)中产生光电效应的同时，在放射线检测部件1B(或1A)中“也”产生光电效应，并且，这些是同时检测的伽马射线；第二，在放射线检测部件1A(或1B)中一度经过康普顿散射产生光电效应的同时，在放射线检测部件1B(或1A)中“也”一度经过康普顿散射产生光电效应，并且，这些是同时检测的伽马射线；于是第三，在放射线检测部件1A或1B中一度经过康普顿散射产生光电效应，并且，这些是同时检测的伽马射线。
另外，在上述中，规定值设定为“511keV附近”，能量区别部件25的区别，记载的是根据两个检测元件12同时输出的能量信息输出的相加值是否与该规定值一致进行，但更实际的是，就规定“值”来说，使其具有一定程度的幅度是现实的，并且实用。
比如，在两个检测元件12的一方中，观察到“从166keV至350keV”的能量，在另一方中，，观察到“从330keV至526keV”的能量，在此情况，可能使其通过能量区别部件25。就是说，在此情况，上述的规定值具有“496～876keV”的幅度，观察到的能量信息的相加值存在于该幅度范围内时，就通过能量区别部件25。另外，在现在叙述的示例中，后者，即观察到“从330keV至526keV”能量值的一方，是康普顿散射产生的检测元件，而前者，即观察到“从166keV至350keV”的能量值的一方，是在上述康普顿散射之后产生的光电效应的检测元件是不必说的。另外，上面叙述过若干次的所谓的“附近”的概念中也包含这种事情。
之后，将上述的伽马射线采集一直进行到完了(图3的步骤S9)。是否采集完了，参照预先设定的上述采集时间或采集计数决定。并且根据情况，也有根据装置使用者的直接指令中途结束采集的时候。
如上所述，根据本实施例的核医学诊断装置，不是只将引起光电效应的伽马射线作为对象，由于一度经过康普顿散射之后并引起光电效应的伽马射线也作为采集对象，可提高高能伽马射线的采集效率。于是，这一效果，特别是在阻止能力比较低的放射线检测部件1A及1B中好处显著。由以上可知，在本实施例中，由于可以实施基于更多的信息的图像的生成，可以得到更正确，并且更高品质的图像。
另外，在上述实施例中，在以康普顿散射的光电效应引起的伽马射线为采集对象的情况，记载的是能量区别部件25，对“任意的”检测元件12的区别实施运算，在本发明中，是可以对“相邻的”检测元件12实施这一点的形态。为此，代替图2上述的伽马射线能量区别部件2A及2B的构成，可采用，比如，如图7所示的附加相邻判定部2N的构成例。另外，因为为了判定是否是“相邻”，必需有位置信息，在图7的相邻判定部2N中，展示接来自从坐标检测部件22的输出。
另外，此处所说的“相邻”，比如在检测元件12以二维矩阵形状排列的情况，意图是在着眼于其中某一个检测元件12时，表示在该检测元件12的周围存在8个检测元件12的关系的用语(当然，在着眼于配置于上述矩阵的周缘或角部的检测元件12时，“相邻”分别表示和5个或3个检测元件12的关系)。
这样一来，在上述实施例中，由于不需要作为默认前提的全面覆盖放射线检测部件1A或1B的扫描式的运算，可以提高运算速度。另外，这样一来，一度经过康普顿散射之后产生光电效应的伽马射线，通常，如图6所示，在相邻的检测元件121和检测元件122之间该现象多半会产生，有鉴于此，即使是限定于上述的运算对象，实际上，也不会发生大问题(比如，采集效率极端低下等等)。
另外，从提高运算速度观点来说，在上述实施例中，将放射线检测部件1A及1B的检测元件12划分为，比如如图8所示的多个组G1、...、G9，由于具备可以对该组G1、...、G9单位实施运算的能量区别部件2G，最好是采取对相加能量区别运算等进行并行处理的形态。另外，图8中，能量区别部件2G内的各电路块的构成与图2或图7相同。这样一来，因为，比如，对如图6所示的两个检测元件12的同时判定等上述各电路块的各个可以只对上述各组G1、...、G9实施运算，根据与上述同样的理由，其运算速度可以提高。另外，在本发明中，由于组数不一定必须为“9”，该组数可以自由设定自不待言。
此外，在上述实施例中，是对利用半导体检测元件作为放射线检测部件1A及1B的所谓的“半导体检测器”进行说明的，但本发明不限定于这种形态，比如，对利用闪烁体由NaI、BGO及LSO等构成的闪烁室的情况也同样适用自不待言。在这种情况，同样可以取得提高高能伽马射线的采集效率的效果。另外，此时特别是，在闪烁体是由NaI构成的情况，由于其阻止能力可以说是比较低，应用本发明就更为有效。
另外，本发明的核医学诊断装置，不限定于上述所说明的图1及图2、图7或图8所展示的构成例或图3所展示的处理流程。比如，在上述中，放射线检测部件1设置2台(1A及1B)，这些装置中间夹着被检体P对向配置，依情况的不同，如图9所示，可设置3台放射线检测部件100A、100B及100C，也可以设置3台以上的放射线检测部件1。在此情况，也可以，比如，在图9的情况，在放射线检测部件100A和100B、100B和100C以及100C和100A之间进行符合判定(采集)。
另外，在上述图3中，伽马射线采集和符合判定，是所谓的并行实施的形态，也可以代之以根据一定的采集时间或采集计数一旦借书全部伽马射线采集之后，对全部数据汇总进行符合判定的构成或处理流程。
如上所述，根据本发明的核医学诊断装置，由于也将一度经过康普顿散射之后产生光电效应的伽马射线作为采集对象，在放射线检测部件1中，可提高对高能伽马射线的采集效率。这一效果，特别是在利用以阻止能力比较低的半导体检测器作为放射线检测部件的情况更为显著。另外，该结果，可使生成的图像更正确，并且可提高其画质。

Claims (2)

1.一种核医学诊断装置，其特征在于包括：
检测从被检体内的放射性同位素释放的伽马射线，输出电信号的第一、第二放射线探测器；
根据能量而分别辨别从上述第一放射线探测器输出的多个电信号的第一能量辨别部件；
根据因康普顿散射现象而产生的成对的电信号所对应的伽马射线入射到上述第一放射线探测器的符合，而从由上述第一放射线探测器输出的电信号中判断出该成对的电信号的第一同时判断部件；
将由上述第一同时判断部件判断出的一对电信号进行相加，根据能量分别辨别相加后的电信号的第一相加能量辨别部件；
根据能量，分别辨别从上述第二放射线探测器输出的多个电信号的第二能量辨别部件；
根据因康普顿散射现象而产生的成对的电信号所对应的伽马射线入射到上述第二放射线探测器的符合，而从由上述第二放射线探测器输出的电信号中判断出该成对的电信号的第二同时判断部件；
将由上述第二同时判断部件判断出的一对电信号进行相加，根据能量分别辨别相加后的电信号的第二相加能量辨别部件；
根据上述第一能量辨别部件和第一相加能量辨别部件的输出、上述第二能量辨别部件和第二相加能量辨别部件的输出，判断伽马射线入射到上述第一放射线探测器和伽马射线入射到上述第二放射线探测器的符合的第三同时判断部件；
根据上述第三同时判断部件的判断结果，产生表示上述放射性同位素的空间分布的图像的图像产生部件。
2.根据权利要求1所述的核医学诊断装置，其特征在于：
上述第一、第二放射线探测器是半导体探测器。
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