JP2000321357A - 核医学診断装置 - Google Patents
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- G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
- G01T1/16—Measuring radiation intensity
- G01T1/24—Measuring radiation intensity with semiconductor detectors
- G01T1/249—Measuring radiation intensity with semiconductor detectors specially adapted for use in SPECT or PET
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- G01T1/29—Measurement performed on radiation beams, e.g. position or section of the beam; Measurement of spatial distribution of radiation
- G01T1/2914—Measurement of spatial distribution of radiation
- G01T1/2921—Static instruments for imaging the distribution of radioactivity in one or two dimensions; Radio-isotope cameras
- G01T1/2928—Static instruments for imaging the distribution of radioactivity in one or two dimensions; Radio-isotope cameras using solid state detectors
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Abstract
(57)【要約】
【課題】本発明の目的は、核医学診断装置において、放
射線検出器内での散乱に起因する入射位置誤認の確率を
減らすことにある。 【解決手段】本発明に係る核医学診断装置は、複数の半
導体セルを有する放射線検出器５０，５１と、２以上の
半導体セルから略同時に２以上の信号が出力されると
き、２以上の信号のトータルエネルギーを計算し、この
トータルエネルギーを所定のエネルギーウインドウに比
較することにより特定のイベントを選別し、このイベン
トを入射位置を関連付けて計数する信号処理回路４０
と、２以上の半導体セルの中のいずれか一の半導体セル
の位置に基づいて放射線の入射位置を計算する位置計算
回路４４と、計数の結果に基づいて被検体内の放射性同
位元素の分布を発生する回路４１とを具備する。
射線検出器内での散乱に起因する入射位置誤認の確率を
減らすことにある。 【解決手段】本発明に係る核医学診断装置は、複数の半
導体セルを有する放射線検出器５０，５１と、２以上の
半導体セルから略同時に２以上の信号が出力されると
き、２以上の信号のトータルエネルギーを計算し、この
トータルエネルギーを所定のエネルギーウインドウに比
較することにより特定のイベントを選別し、このイベン
トを入射位置を関連付けて計数する信号処理回路４０
と、２以上の半導体セルの中のいずれか一の半導体セル
の位置に基づいて放射線の入射位置を計算する位置計算
回路４４と、計数の結果に基づいて被検体内の放射性同
位元素の分布を発生する回路４１とを具備する。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、被検体に投与され
た放射性同位元素ＲＩ)から放出されるガンマ線を、外
部で検出し、その検出データに基づいて被検体内のＲＩ
分布を発生する核医学診断装置に関する。
た放射性同位元素ＲＩ)から放出されるガンマ線を、外
部で検出し、その検出データに基づいて被検体内のＲＩ
分布を発生する核医学診断装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】核医学診断装置には、投影面上でＲＩ分
布を得るプレナーイメージタイプと、断面上のＲＩ分布
が得られるＥＣＴタイプ(emission Computed Tomograph
y type)とがある。さらに、ＥＣＴには、99mＴｃや111
Ｉｎ等のシングルフォトンＲＩを用いるＳＰＥＣＴ(Sin
gle Photon emission Computed Tomography)と、11Ｃや
13Ｎ等のポジトロンＲＩを用いるＰＥＴ(Positron emis
sion computed Tomography)がある。最近では、ＳＰＥ
ＣＴとＰＥＴとを兼用する装置が登場している。以下、
これらの装置全般を核医学診断装置と総称する。
布を得るプレナーイメージタイプと、断面上のＲＩ分布
が得られるＥＣＴタイプ(emission Computed Tomograph
y type)とがある。さらに、ＥＣＴには、99mＴｃや111
Ｉｎ等のシングルフォトンＲＩを用いるＳＰＥＣＴ(Sin
gle Photon emission Computed Tomography)と、11Ｃや
13Ｎ等のポジトロンＲＩを用いるＰＥＴ(Positron emis
sion computed Tomography)がある。最近では、ＳＰＥ
ＣＴとＰＥＴとを兼用する装置が登場している。以下、
これらの装置全般を核医学診断装置と総称する。
【０００３】従来の核医学診断装置は、アンガー型の放
射線検出器を装備している。アンガー型の放射線検出器
は、図１に示すように、コリメータ１０と、シンチレー
タ１１と、ライトガイド１２と、複数の光電子増倍管
（ＰＭＴ）１３とから構成される。シンチレータ１１に
ガンマ線が入射すると、その位置で蛍光が発生する。こ
の蛍光は、複数のＰＭＴ１３で検出される。複数のＰＭ
Ｔ１３の出力信号の合計は、ガンマ線のエネルギーを反
映している。放射線が検出されたイベントの中から、ト
ータルエネルギーに基づいて被検体に投与した放射性同
位元素に由来するイベントが選別される。この選別され
たイベントは、ガンマ線の入射位置に関連付けて計数さ
れる。ガンマ線の入射位置は、例えば、エネルギーの重
心位置として計算される。
射線検出器を装備している。アンガー型の放射線検出器
は、図１に示すように、コリメータ１０と、シンチレー
タ１１と、ライトガイド１２と、複数の光電子増倍管
（ＰＭＴ）１３とから構成される。シンチレータ１１に
ガンマ線が入射すると、その位置で蛍光が発生する。こ
の蛍光は、複数のＰＭＴ１３で検出される。複数のＰＭ
Ｔ１３の出力信号の合計は、ガンマ線のエネルギーを反
映している。放射線が検出されたイベントの中から、ト
ータルエネルギーに基づいて被検体に投与した放射性同
位元素に由来するイベントが選別される。この選別され
たイベントは、ガンマ線の入射位置に関連付けて計数さ
れる。ガンマ線の入射位置は、例えば、エネルギーの重
心位置として計算される。
【０００４】ところで、ポジトロンに起因する５１１ｋ
eＶという高エネルギーのガンマ線は、たびたび、シン
チレータ１１内でコンプトン散乱を起こす。コンプトン
散乱により、ほぼ同時に２つの位置Ｐ１，Ｐ２でエネル
ギーＥ１，Ｅ２（入射エネルギーＥ０＝Ｅ１＋Ｅ２）が
吸収される。２つの位置Ｐ１，Ｐ２の一方が真の入射位
置である。
eＶという高エネルギーのガンマ線は、たびたび、シン
チレータ１１内でコンプトン散乱を起こす。コンプトン
散乱により、ほぼ同時に２つの位置Ｐ１，Ｐ２でエネル
ギーＥ１，Ｅ２（入射エネルギーＥ０＝Ｅ１＋Ｅ２）が
吸収される。２つの位置Ｐ１，Ｐ２の一方が真の入射位
置である。
【０００５】しかし、従来では、ガンマ線の入射位置
は、２つの位置Ｐ１，Ｐ２のいずれかの位置には一致し
ないし、もちろん真の入射位置とも一致しないエネルギ
ーの重心位置として計算される。つまり、シンチレータ
内で散乱が起こったというイベントの全ては、誤った位
置で計数されることになっていた。しかも、従来では、
シンチレータ内で散乱が起こったか否かは、判断するこ
とができない。
は、２つの位置Ｐ１，Ｐ２のいずれかの位置には一致し
ないし、もちろん真の入射位置とも一致しないエネルギ
ーの重心位置として計算される。つまり、シンチレータ
内で散乱が起こったというイベントの全ては、誤った位
置で計数されることになっていた。しかも、従来では、
シンチレータ内で散乱が起こったか否かは、判断するこ
とができない。
【０００６】また、ブロック検出を行うＢＧＯ（酸化ビ
スマスゲルマニウム）検出器を備えたＰＥＴ専用装置に
おいても、ＢＧＯ検出器のブロック間でガンマ線が散乱
した場合には、同時に発生したイベント（イベント）を
分離し、その正確な位置を計算処理して得ることはでき
なかった。そのため、計数精度の低下は避けられないも
のであった。
スマスゲルマニウム）検出器を備えたＰＥＴ専用装置に
おいても、ＢＧＯ検出器のブロック間でガンマ線が散乱
した場合には、同時に発生したイベント（イベント）を
分離し、その正確な位置を計算処理して得ることはでき
なかった。そのため、計数精度の低下は避けられないも
のであった。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】本発明の目的は、核医
学診断装置において、放射線検出器内での散乱に起因す
る入射位置誤認の確率を減らすことにある。
学診断装置において、放射線検出器内での散乱に起因す
る入射位置誤認の確率を減らすことにある。
【０００８】
【課題を解決するための手段】本発明に係る核医学診断
装置は、マトリクス状にアレイされ、放射線を個別に検
出し、前記放射線のエネルギーを表す信号を個別に出力
する複数の半導体セルを有する少なくとも１つの放射線
検出器と、前記放射線が検出されるイベントの中から、
被検体に投与した放射性同位元素に由来する放射線が検
出されるという特定のイベントを選別するために、前記
半導体セルのいずれか一つから信号が出力されるという
第１のケースでは前記信号のエネルギーを所定のエネル
ギーウインドウに比較すると共に、２以上の半導体セル
から略同時に２以上の信号が出力されるという第２のケ
ースでは前記２以上の信号のトータルエネルギーを計算
し、このトータルエネルギーを前記所定のエネルギーウ
インドウに比較する選別回路と、前記第１のケースでは
前記信号を出力する半導体セルの位置に基づいて前記放
射線の入射位置を計算し、前記第２のケースでは前記２
以上の半導体セルの中のいずれか一の半導体セルの位置
に基づいて前記放射線の入射位置を計算する位置計算回
路と、前記特定のイベントを前記計算された入射位置を
関連付けて計数する計数回路と、前記計数の結果に基づ
いて前記被検体内の放射性同位元素の分布を発生する回
路とを具備する。
装置は、マトリクス状にアレイされ、放射線を個別に検
出し、前記放射線のエネルギーを表す信号を個別に出力
する複数の半導体セルを有する少なくとも１つの放射線
検出器と、前記放射線が検出されるイベントの中から、
被検体に投与した放射性同位元素に由来する放射線が検
出されるという特定のイベントを選別するために、前記
半導体セルのいずれか一つから信号が出力されるという
第１のケースでは前記信号のエネルギーを所定のエネル
ギーウインドウに比較すると共に、２以上の半導体セル
から略同時に２以上の信号が出力されるという第２のケ
ースでは前記２以上の信号のトータルエネルギーを計算
し、このトータルエネルギーを前記所定のエネルギーウ
インドウに比較する選別回路と、前記第１のケースでは
前記信号を出力する半導体セルの位置に基づいて前記放
射線の入射位置を計算し、前記第２のケースでは前記２
以上の半導体セルの中のいずれか一の半導体セルの位置
に基づいて前記放射線の入射位置を計算する位置計算回
路と、前記特定のイベントを前記計算された入射位置を
関連付けて計数する計数回路と、前記計数の結果に基づ
いて前記被検体内の放射性同位元素の分布を発生する回
路とを具備する。
【０００９】
【発明の実施の形態】以下、本発明の実施の形態につい
て図面を参照して説明する。まず、本発明によって、放
射線検出器内でのコンプトン散乱に起因する入射位置誤
認の確率を減らすことができるその原理について簡単に
説明する。
て図面を参照して説明する。まず、本発明によって、放
射線検出器内でのコンプトン散乱に起因する入射位置誤
認の確率を減らすことができるその原理について簡単に
説明する。
【００１０】図２には、入射ガンマ線のエネルギーに対
するコンプトン散乱角の頻度分布を示している。図２に
おいて、例えば、入射ガンマ線のエネルギーが５１１ｋ
eＶ（α＝１）の場合、その散乱の大部分は、散乱角が
９０゜以下の前方散乱である。この傾向は、入射ガンマ
線のエネルギーが２５０ｋeＶ以上のケースにも当ては
まる。
するコンプトン散乱角の頻度分布を示している。図２に
おいて、例えば、入射ガンマ線のエネルギーが５１１ｋ
eＶ（α＝１）の場合、その散乱の大部分は、散乱角が
９０゜以下の前方散乱である。この傾向は、入射ガンマ
線のエネルギーが２５０ｋeＶ以上のケースにも当ては
まる。
【００１１】図３は、入射エネルギーと散乱線のエネル
ギーとの関係を、様々な散乱角（０゜，５゜，１０゜，
２０゜，３０゜，４５゜，６０゜，９０゜，１２０゜，
１８０゜）で示している。なお、図３において、横軸は
入射エネルギー（Ｅ０（＝Ｅ１＋Ｅ２））、横軸はコン
プトン散乱線のエネルギー（Ｅ２）を表している。図３
から、入射エネルギーが５１１ｋeＶである場合、すな
わち、このガンマ線がポジトロンに起因して発生した場
合、散乱線のエネルギーＥ２は、 １７０ｋeＶ（θ＝１８０゜）≦Ｅ２＜５１１ｋeＶ（θ
＝０゜） の範囲内に収まる。また、散乱エネルギーＥ２が、 １７０ｋeＶ≦Ｅ２＜２５５ｋeＶ（５１１ｋeＶ×１／
２） の範囲内のとき、散乱角θは、７５゜≦θ＜１８０゜の
範囲になる。
ギーとの関係を、様々な散乱角（０゜，５゜，１０゜，
２０゜，３０゜，４５゜，６０゜，９０゜，１２０゜，
１８０゜）で示している。なお、図３において、横軸は
入射エネルギー（Ｅ０（＝Ｅ１＋Ｅ２））、横軸はコン
プトン散乱線のエネルギー（Ｅ２）を表している。図３
から、入射エネルギーが５１１ｋeＶである場合、すな
わち、このガンマ線がポジトロンに起因して発生した場
合、散乱線のエネルギーＥ２は、 １７０ｋeＶ（θ＝１８０゜）≦Ｅ２＜５１１ｋeＶ（θ
＝０゜） の範囲内に収まる。また、散乱エネルギーＥ２が、 １７０ｋeＶ≦Ｅ２＜２５５ｋeＶ（５１１ｋeＶ×１／
２） の範囲内のとき、散乱角θは、７５゜≦θ＜１８０゜の
範囲になる。
【００１２】従って、全ての散乱イベントの中の１５％
（図２の塗りつぶし部分）が、散乱角θが７５゜≦θ＜
１８０゜の範囲内にある散乱イベントであるということ
が理解される。つまり、５１１ｋeＶのエネルギーを有
するガンマ線が放射線検出器内で１回だけ散乱を起こし
た場合、その散乱エネルギーＥ２は、全体の８５％が２
５６ｋeＶ（５１１ｋeＶの１／２）以上になると結論付
けられる。換言すると、２カ所のエネルギー吸収位置の
うち、エネルギーの小さい方の位置が、８５％の確率
で、散乱位置（入射位置）である。
（図２の塗りつぶし部分）が、散乱角θが７５゜≦θ＜
１８０゜の範囲内にある散乱イベントであるということ
が理解される。つまり、５１１ｋeＶのエネルギーを有
するガンマ線が放射線検出器内で１回だけ散乱を起こし
た場合、その散乱エネルギーＥ２は、全体の８５％が２
５６ｋeＶ（５１１ｋeＶの１／２）以上になると結論付
けられる。換言すると、２カ所のエネルギー吸収位置の
うち、エネルギーの小さい方の位置が、８５％の確率
で、散乱位置（入射位置）である。
【００１３】この確率は、放射線検出器の厚さ及び形状
に依存して変動する。放射線検出器の厚さ及び形状を初
期設定としたモンテカルロ・シュミレーションなどのシ
ュミレーションを実施する。このシュミレーションによ
り、検出面は、エネルギーの小さい方の位置が入射位置
である確率が高いエリア（複数）と、エネルギーの大き
い方の位置が入射位置である確率が高いエリア（複数）
とに分けることができる。従って、エネルギーの小さい
方の位置を入射位置として選択するという第１のルール
と、エネルギーの大きい方の位置を入射位置として選択
するという第２のルールとを、エリア毎に選択的に用い
ることも可能となる。
に依存して変動する。放射線検出器の厚さ及び形状を初
期設定としたモンテカルロ・シュミレーションなどのシ
ュミレーションを実施する。このシュミレーションによ
り、検出面は、エネルギーの小さい方の位置が入射位置
である確率が高いエリア（複数）と、エネルギーの大き
い方の位置が入射位置である確率が高いエリア（複数）
とに分けることができる。従って、エネルギーの小さい
方の位置を入射位置として選択するという第１のルール
と、エネルギーの大きい方の位置を入射位置として選択
するという第２のルールとを、エリア毎に選択的に用い
ることも可能となる。
【００１４】このような判定方法を採用することによ
り、従来のアンガー型のガンマカメラでは、散乱イベン
トの全てを誤認した位置で計数していたのに対して、本
発明では、散乱イベントの１／２以上を真の入射位置で
計数することができる。
り、従来のアンガー型のガンマカメラでは、散乱イベン
トの全てを誤認した位置で計数していたのに対して、本
発明では、散乱イベントの１／２以上を真の入射位置で
計数することができる。
【００１５】また、入射位置誤認の確率を減らすもう一
つの考え方として、検出器内で散乱が生じた場合、つま
り同じ検出器の２以上の半導体セルから略同時に信号が
出力されたとき、そのイベントを計数対象から外してし
まうというものがある。これによると、計数効率は若干
低下するものの、位置誤認率をほぼゼロに抑えることが
できる。
つの考え方として、検出器内で散乱が生じた場合、つま
り同じ検出器の２以上の半導体セルから略同時に信号が
出力されたとき、そのイベントを計数対象から外してし
まうというものがある。これによると、計数効率は若干
低下するものの、位置誤認率をほぼゼロに抑えることが
できる。
【００１６】図４は、本発明の好ましい実施の形態に係
る核医学診断装置に用いられる半導体形の放射線検出器
の概略断面図である。放射線検出器は、コリメータ１０
と、コリメータ１０の背面に設けられた半導体セルアレ
イ２０と、半導体セルアレイ２０の背面に設けられた検
出処理回路２１とを備えている。半導体セルアレイ２０
は、マトリクス状にアレイされた複数の半導体セル２２
を有している。検出処理回路２１は、複数のプリアンプ
２３を有している。複数のプリアンプ２３は、複数の半
導体セル２２にそれぞれ対応している。半導体セル２２
とプリアンプ２３とのペアは、放射線を個別に検出し、
放射線のエネルギーを表す信号を個別に出力することが
できる。なお、同時計数ＰＥＴの場合には、コリメータ
１０は装着されない。
る核医学診断装置に用いられる半導体形の放射線検出器
の概略断面図である。放射線検出器は、コリメータ１０
と、コリメータ１０の背面に設けられた半導体セルアレ
イ２０と、半導体セルアレイ２０の背面に設けられた検
出処理回路２１とを備えている。半導体セルアレイ２０
は、マトリクス状にアレイされた複数の半導体セル２２
を有している。検出処理回路２１は、複数のプリアンプ
２３を有している。複数のプリアンプ２３は、複数の半
導体セル２２にそれぞれ対応している。半導体セル２２
とプリアンプ２３とのペアは、放射線を個別に検出し、
放射線のエネルギーを表す信号を個別に出力することが
できる。なお、同時計数ＰＥＴの場合には、コリメータ
１０は装着されない。
【００１７】半導体セル２２は、例えば、テルル化カド
ミウム（ＣｄＴｅ）、またはテルル化カドミウム亜鉛
（ＣｄＺｎＴｅ）によって構成されている。また、半導
体セルアレイ２０を用いる代わりに、シンチレータ（例
えば、ヨウ化ナトリウム（ＮａＩ）、ＬＳＯ（ＬｕＴｅ
ｔｉｕｍ ｏｘｙｏｒｈｏｓｉｌｉｃａＴｅ）、ＢＧＯ
（酸化ビスマスゲルマニウム）、ヨウ化セシウム（Ｃｓ
Ｉ））と光電変換素子（例えば、ホトダイオード）を組
み合わせて構成したシンチレーションセンサを設けるこ
とも可能である。
ミウム（ＣｄＴｅ）、またはテルル化カドミウム亜鉛
（ＣｄＺｎＴｅ）によって構成されている。また、半導
体セルアレイ２０を用いる代わりに、シンチレータ（例
えば、ヨウ化ナトリウム（ＮａＩ）、ＬＳＯ（ＬｕＴｅ
ｔｉｕｍ ｏｘｙｏｒｈｏｓｉｌｉｃａＴｅ）、ＢＧＯ
（酸化ビスマスゲルマニウム）、ヨウ化セシウム（Ｃｓ
Ｉ））と光電変換素子（例えば、ホトダイオード）を組
み合わせて構成したシンチレーションセンサを設けるこ
とも可能である。
【００１８】図５は、図４に示す放射線検出器を対向２
台で備えた核医学診断装置の構成を示すブロック図であ
る。図５に示す本実施の形態の核医学診断装置は、シン
グルフォトンエミッションコンピュータ断層法（ＳＰＥ
ＣＴ）と同時計数ポジトロンエミッションコンピュータ
断層法（ＰＥＴ）との兼用機である。なお、本発明は、
投影面上でＲＩ分布（プレナーイメージ）を生成するガ
ンマカメラ、ＳＰＥＣＴ専用機、ＰＥＴ専用機のいずれ
にも適用可能である。
台で備えた核医学診断装置の構成を示すブロック図であ
る。図５に示す本実施の形態の核医学診断装置は、シン
グルフォトンエミッションコンピュータ断層法（ＳＰＥ
ＣＴ）と同時計数ポジトロンエミッションコンピュータ
断層法（ＰＥＴ）との兼用機である。なお、本発明は、
投影面上でＲＩ分布（プレナーイメージ）を生成するガ
ンマカメラ、ＳＰＥＣＴ専用機、ＰＥＴ専用機のいずれ
にも適用可能である。
【００１９】２台の放射線検出器５０，５１は、被検体
を挟んで対向配置される。一方の放射線検出器５０は、
半導体セルアレイ２０と検出処理回路２１とを備えてい
る。他方の放射線検出器５１も、半導体セルアレイ３０
と検出処理回路３１とを備えている。
を挟んで対向配置される。一方の放射線検出器５０は、
半導体セルアレイ２０と検出処理回路２１とを備えてい
る。他方の放射線検出器５１も、半導体セルアレイ３０
と検出処理回路３１とを備えている。
【００２０】信号処理回路４０には、検出処理回路２
１，３１の出力信号（エネルギーを表す信号）が供給さ
れる。ここでは、ガンマ線が検出される全てのイベント
（複数）の中から、被検体に投与した放射性同位元素に
由来するガンマ線が検出されるという特定のイベント
（対象イベント）が選別される。
１，３１の出力信号（エネルギーを表す信号）が供給さ
れる。ここでは、ガンマ線が検出される全てのイベント
（複数）の中から、被検体に投与した放射性同位元素に
由来するガンマ線が検出されるという特定のイベント
（対象イベント）が選別される。
【００２１】具体的には、検出器５０，５１各々の半導
体セル２２のいずれか一つから信号（単数）が出力され
るという第１のケースでは、信号エネルギーを所定のエ
ネルギーウインドウに比較し、信号のエネルギーが所定
のエネルギーウインドウ内に収まるとき、当該イベント
を対象イベントとして入射位置又は入射軌跡を関連付け
て計数する。
体セル２２のいずれか一つから信号（単数）が出力され
るという第１のケースでは、信号エネルギーを所定のエ
ネルギーウインドウに比較し、信号のエネルギーが所定
のエネルギーウインドウ内に収まるとき、当該イベント
を対象イベントとして入射位置又は入射軌跡を関連付け
て計数する。
【００２２】また、コンプトン散乱等により、検出器５
０，５１の片方の２以上の半導体セル２２から略同時に
２以上の信号が出力されるという第２のケース（内的同
時イベント）では、放射線検出器５０，５１のそれぞれ
から略同時に出力された２以上の信号のエネルギーを合
計し、そのトータルエネルギーを上記エネルギーウイン
ドウに比較し、信号のエネルギーが所定のエネルギーウ
インドウ内に収まるとき、当該イベントを対象イベント
として入射位置又は入射軌跡を関連付けて計数する。
内的同時計測回路４６では、検出器５０，５１の片方の
複数の半導体セル２２のいずれかから出力される信号
と、他の半導体セル２２から出力される信号との時間差
を計算し、その時間差を所定のしきい値と比較し、時間
差が所定のしきい値より小さいとき、そのイベントを上
記第２のケース（内的同時イベント）であると判定し、
この判定結果を信号処理回路４０に出力する。
０，５１の片方の２以上の半導体セル２２から略同時に
２以上の信号が出力されるという第２のケース（内的同
時イベント）では、放射線検出器５０，５１のそれぞれ
から略同時に出力された２以上の信号のエネルギーを合
計し、そのトータルエネルギーを上記エネルギーウイン
ドウに比較し、信号のエネルギーが所定のエネルギーウ
インドウ内に収まるとき、当該イベントを対象イベント
として入射位置又は入射軌跡を関連付けて計数する。
内的同時計測回路４６では、検出器５０，５１の片方の
複数の半導体セル２２のいずれかから出力される信号
と、他の半導体セル２２から出力される信号との時間差
を計算し、その時間差を所定のしきい値と比較し、時間
差が所定のしきい値より小さいとき、そのイベントを上
記第２のケース（内的同時イベント）であると判定し、
この判定結果を信号処理回路４０に出力する。
【００２３】入射位置計算回路４３は、第１のケース
（外的同時イベント）では、信号を出力した半導体セル
２２（単数）の位置に基づいて、ガンマ線の入射位置を
計算する。具体的には信号を出力した半導体セル２２
（単数）の中心位置を、ガンマ線の入射位置として計算
する。
（外的同時イベント）では、信号を出力した半導体セル
２２（単数）の位置に基づいて、ガンマ線の入射位置を
計算する。具体的には信号を出力した半導体セル２２
（単数）の中心位置を、ガンマ線の入射位置として計算
する。
【００２４】また、入射位置計算回路４３は、上記第２
のケース（内的同時イベント）では、略同時に信号を出
力した２以上の半導体セル２２の中のいずれか一の半導
体セル２２の位置に基づいて、ガンマ線の入射位置を計
算する。具体的には信号を出力した複数の半導体セル２
２の中から所定のルールに従って選択した１つの半導体
セル２２の中心位置を、ガンマ線の入射位置として計算
する。
のケース（内的同時イベント）では、略同時に信号を出
力した２以上の半導体セル２２の中のいずれか一の半導
体セル２２の位置に基づいて、ガンマ線の入射位置を計
算する。具体的には信号を出力した複数の半導体セル２
２の中から所定のルールに従って選択した１つの半導体
セル２２の中心位置を、ガンマ線の入射位置として計算
する。
【００２５】画像再構成回路４１は、信号処理回路４０
の出力に基づいて断層像（ＳＰＥＣＴ画像、ＰＥＴ画
像）を再構成する。
の出力に基づいて断層像（ＳＰＥＣＴ画像、ＰＥＴ画
像）を再構成する。
【００２６】外的同時計測回路４２は、ＰＥＴ計測時に
おいて検出処理回路２１、３１から出力される信号の時
間差が所定のしきい値以下であるとき、当該ガンマ線が
検出されたというイベントが、被検体に投与した放射性
同位元素に由来するガンマ線が検出されたという同時イ
ベント（外的同時イベント）であるか否かを判定し、外
的同時イベントであるとき、信号処理回路４０に外的同
時イベントを表す信号を出力する。信号処理回路４０で
は、この外的同時イベントを入射軌跡を関連付けて計数
する。
おいて検出処理回路２１、３１から出力される信号の時
間差が所定のしきい値以下であるとき、当該ガンマ線が
検出されたというイベントが、被検体に投与した放射性
同位元素に由来するガンマ線が検出されたという同時イ
ベント（外的同時イベント）であるか否かを判定し、外
的同時イベントであるとき、信号処理回路４０に外的同
時イベントを表す信号を出力する。信号処理回路４０で
は、この外的同時イベントを入射軌跡を関連付けて計数
する。
【００２７】入射軌跡計算回路４４は、ＰＥＴ撮影時
に、入射位置計算回路４３において計算された一方の検
出器５０の入射位置と他方の検出器５１の入射位置とに
基づいて、それらを結ぶ直線をガンマ線の入射軌跡とし
て計算する。表示ユニット４５は、画像再構成回路４１
における画像再構成によって得られたＳＰＥＣＴ画像や
ＰＥＴ画像などを表示する。
に、入射位置計算回路４３において計算された一方の検
出器５０の入射位置と他方の検出器５１の入射位置とに
基づいて、それらを結ぶ直線をガンマ線の入射軌跡とし
て計算する。表示ユニット４５は、画像再構成回路４１
における画像再構成によって得られたＳＰＥＣＴ画像や
ＰＥＴ画像などを表示する。
【００２８】図６に示すように、ガンマ線が検出器５０
又は検出器５１の半導体セル２２内で散乱し、２カ所Ｐ
１，Ｐ２でエネルギーが吸収された第２のケースを示し
ている。この場合、位置Ｐ１に対応する半導体セル２２
から信号が出力され、それとほぼ同時に位置Ｐ２に対応
する半導体セル２２からも信号が出力される。位置Ｐ１
で吸収されたエネルギーをＥ１と表し、位置Ｐ２で吸収
されたエネルギーをＥ２と表す。これら２つの位置Ｐ
１，Ｐ２の何れか一方が真の入射位置である。
又は検出器５１の半導体セル２２内で散乱し、２カ所Ｐ
１，Ｐ２でエネルギーが吸収された第２のケースを示し
ている。この場合、位置Ｐ１に対応する半導体セル２２
から信号が出力され、それとほぼ同時に位置Ｐ２に対応
する半導体セル２２からも信号が出力される。位置Ｐ１
で吸収されたエネルギーをＥ１と表し、位置Ｐ２で吸収
されたエネルギーをＥ２と表す。これら２つの位置Ｐ
１，Ｐ２の何れか一方が真の入射位置である。
【００２９】（イベント選別）信号処理回路４０では、
まず、エネルギーＥ１とエネルギーＥ２とを合計して、
トータルエネルギー（Ｅ１＋Ｅ２）を計算する。次に、
Ｅｃ−Ｗ ＜ Ｅ１＋Ｅ２ ＜ Ｅｃ＋Ｗと言う関係が
満たされるかどうか、つまりトータルエネルギーが所定
のエネルギーウインドウ内に入るか否かを判断する。な
お、Ｅｃは画像化の対象となるガンマ線のエネルギーで
ある。ポジトロンに起因したガンマ線のエネルギーを対
象とした場合には、Ｅｃとして５１１（ｋeＶ）が設定
される。また、Ｗは、所定のエネルギーウインドウのウ
インドウ幅の１／２に相当する値であり、典型的にはＥ
ｃの約５％〜１０％に対応する。
まず、エネルギーＥ１とエネルギーＥ２とを合計して、
トータルエネルギー（Ｅ１＋Ｅ２）を計算する。次に、
Ｅｃ−Ｗ ＜ Ｅ１＋Ｅ２ ＜ Ｅｃ＋Ｗと言う関係が
満たされるかどうか、つまりトータルエネルギーが所定
のエネルギーウインドウ内に入るか否かを判断する。な
お、Ｅｃは画像化の対象となるガンマ線のエネルギーで
ある。ポジトロンに起因したガンマ線のエネルギーを対
象とした場合には、Ｅｃとして５１１（ｋeＶ）が設定
される。また、Ｗは、所定のエネルギーウインドウのウ
インドウ幅の１／２に相当する値であり、典型的にはＥ
ｃの約５％〜１０％に対応する。
【００３０】上記関係が満たされない場合には、入射ガ
ンマ線以外のイベント（ランダムコインシデンス、体内
散乱線等）とみなして、当該イベントを計数対象から外
す。一方、上記関係が満たされる場合には、当該イベン
トを対象イベントとして入射位置及び入射軌跡を関連付
けて計数する。
ンマ線以外のイベント（ランダムコインシデンス、体内
散乱線等）とみなして、当該イベントを計数対象から外
す。一方、上記関係が満たされる場合には、当該イベン
トを対象イベントとして入射位置及び入射軌跡を関連付
けて計数する。
【００３１】なお、信号処理回路４０で、当該イベント
が上記第２のケースであると判定したとき、そのイベン
トが対象イベントであるか否かに関わらず、計数対象か
ら外す、つまり第２のケースのイベントは計数しないも
のとしてもよい。この場合、計数効率は低下するもの
の、入射位置の誤認率を完全にゼロにすることが可能で
ある。
が上記第２のケースであると判定したとき、そのイベン
トが対象イベントであるか否かに関わらず、計数対象か
ら外す、つまり第２のケースのイベントは計数しないも
のとしてもよい。この場合、計数効率は低下するもの
の、入射位置の誤認率を完全にゼロにすることが可能で
ある。
【００３２】なお、上述のエネルギーウインドウは、位
置ごとに異なるようにすることも可能である。従って、
このような場合には、計算された入射位置の精度を飛躍
的に向上させることができる。例えば、上述したテルル
化カドミウム（ＣｄＴｅ）やテルル化カドミウム亜鉛
（ＣｄＺｎＴｅ）によって構成される半導体セルの１０
ｍｍ前後の厚さにおける５１１ｋｅＶのポジトロン核種
の光電吸収確率は約７．４％、その散乱確率は約２８．
５％である。また、１回散乱した後のガンマ線のエネル
ギーが半導体セルアレイ２０内で吸収されてしまう確率
は、上記の光電吸収確率と比較して無視できない割合で
存在する。そのため、アンガー型のガンマカメラにおい
てガンマ線の入射位置がすべて誤計算されたと仮定した
場合と比較して、上述した計算方法を用いることによ
り、等価的に検出感度が向上したこと（カウント値が向
上したこと）と同様な効果を得ることができる。
置ごとに異なるようにすることも可能である。従って、
このような場合には、計算された入射位置の精度を飛躍
的に向上させることができる。例えば、上述したテルル
化カドミウム（ＣｄＴｅ）やテルル化カドミウム亜鉛
（ＣｄＺｎＴｅ）によって構成される半導体セルの１０
ｍｍ前後の厚さにおける５１１ｋｅＶのポジトロン核種
の光電吸収確率は約７．４％、その散乱確率は約２８．
５％である。また、１回散乱した後のガンマ線のエネル
ギーが半導体セルアレイ２０内で吸収されてしまう確率
は、上記の光電吸収確率と比較して無視できない割合で
存在する。そのため、アンガー型のガンマカメラにおい
てガンマ線の入射位置がすべて誤計算されたと仮定した
場合と比較して、上述した計算方法を用いることによ
り、等価的に検出感度が向上したこと（カウント値が向
上したこと）と同様な効果を得ることができる。
【００３３】（位置計算）第１のケースでは、信号を出
力した１つの半導体セル２２の位置に基づいて、ガンマ
線の入射位置を計算する。具体的には、信号を出力した
１つの半導体セル２２の中心位置を、ガンマ線の入射位
置として計算する。
力した１つの半導体セル２２の位置に基づいて、ガンマ
線の入射位置を計算する。具体的には、信号を出力した
１つの半導体セル２２の中心位置を、ガンマ線の入射位
置として計算する。
【００３４】一方、第２のケースでは、略同時に信号を
出力した２以上の半導体セル２２の中のいずれか一の半
導体セル２２の位置に基づいて、ガンマ線の入射位置を
計算する。具体的には、信号を出力した複数の半導体セ
ル２２の中から、最もエネルギーの低い信号を出力した
半導体セル２２の中心位置を、ガンマ線の入射位置とし
て計算する。このルールによれば、前述したように、５
０％を大きく超える確率で、真の入射位置を求めること
ができる。
出力した２以上の半導体セル２２の中のいずれか一の半
導体セル２２の位置に基づいて、ガンマ線の入射位置を
計算する。具体的には、信号を出力した複数の半導体セ
ル２２の中から、最もエネルギーの低い信号を出力した
半導体セル２２の中心位置を、ガンマ線の入射位置とし
て計算する。このルールによれば、前述したように、５
０％を大きく超える確率で、真の入射位置を求めること
ができる。
【００３５】また、他のルールに従って、信号を略同時
に出力した複数の半導体セル２２が検出面内の第１エリ
ア内にあるとき、信号を略同時に出力した複数の半導体
セル２２の中から、最もエネルギーの低い信号を出力し
た半導体セル２２の中心位置を、ガンマ線の入射位置と
して計算し、一方、信号を略同時に出力した複数の半導
体セル２２が検出面内の第２エリア内にあるとき、信号
を略同時に出力した複数の半導体セル２２の中から、最
もエネルギーの高い信号を出力した半導体セル２２の中
心位置を、ガンマ線の入射位置として計算するようにし
てもよい。
に出力した複数の半導体セル２２が検出面内の第１エリ
ア内にあるとき、信号を略同時に出力した複数の半導体
セル２２の中から、最もエネルギーの低い信号を出力し
た半導体セル２２の中心位置を、ガンマ線の入射位置と
して計算し、一方、信号を略同時に出力した複数の半導
体セル２２が検出面内の第２エリア内にあるとき、信号
を略同時に出力した複数の半導体セル２２の中から、最
もエネルギーの高い信号を出力した半導体セル２２の中
心位置を、ガンマ線の入射位置として計算するようにし
てもよい。
【００３６】なお、同時計数の計測時に、放射線検出器
５１内の半導体セルアレイ３０に入射したガンマ線（ポ
ジトロンに起因したガンマ線）について１回散乱と吸収
が生じた場合にも、上述と同様な計算方法によりガンマ
線の入射位置が計算されることになる。
５１内の半導体セルアレイ３０に入射したガンマ線（ポ
ジトロンに起因したガンマ線）について１回散乱と吸収
が生じた場合にも、上述と同様な計算方法によりガンマ
線の入射位置が計算されることになる。
【００３７】図７は、ガンマ線が２カ所の散乱を起こし
た場合を示している。この場合、３つの位置Ｐ１，Ｐ
２，Ｐ３でエネルギーが吸収される。つまり、３つの半
導体セル２２から略同時に信号が出力される。３つの信
号は、それぞれエネルギーＥ１，Ｅ２，Ｅ３（ｋeＶ）
を表している。
た場合を示している。この場合、３つの位置Ｐ１，Ｐ
２，Ｐ３でエネルギーが吸収される。つまり、３つの半
導体セル２２から略同時に信号が出力される。３つの信
号は、それぞれエネルギーＥ１，Ｅ２，Ｅ３（ｋeＶ）
を表している。
【００３８】（イベント選別）信号処理回路４０では、
エネルギーＥ１，Ｅ２，Ｅ３を合計し、そのトータルエ
ネルギー（Ｅ１＋Ｅ２＋Ｅ３）を、所定のエネルギーウ
インドウに比較する。そして、トータルエネルギー（Ｅ
１＋Ｅ２＋Ｅ３）が、 Ｅｃ−Ｗ ＜ Ｅ１＋Ｅ２＋Ｅ３ ＜ Ｅｃ＋Ｗ と言う関係を満たすかどうかが判断される。この関係が
満たされない場合には、当該イベントを計数対象から外
す。一方、上記関係が満たされる場合には、当該イベン
トを対象イベントとして入射位置及び入射軌跡を関連付
けて計数する。
エネルギーＥ１，Ｅ２，Ｅ３を合計し、そのトータルエ
ネルギー（Ｅ１＋Ｅ２＋Ｅ３）を、所定のエネルギーウ
インドウに比較する。そして、トータルエネルギー（Ｅ
１＋Ｅ２＋Ｅ３）が、 Ｅｃ−Ｗ ＜ Ｅ１＋Ｅ２＋Ｅ３ ＜ Ｅｃ＋Ｗ と言う関係を満たすかどうかが判断される。この関係が
満たされない場合には、当該イベントを計数対象から外
す。一方、上記関係が満たされる場合には、当該イベン
トを対象イベントとして入射位置及び入射軌跡を関連付
けて計数する。
【００３９】（位置計算）位置計算回路４３では、略同
時に信号出力した３つの半導体セル２２の中から、エネ
ルギーＥ１，Ｅ２，Ｅ３の中の最小エネルギーを表す信
号を出力した１つの半導体セル２２を選択し、その選択
した半導体セル２２の中心位置を入射位置として計算す
る。または、位置計算回路４３では、エネルギーＥ１，
Ｅ２，Ｅ３の中の最大エネルギーを除いた残りの２つの
エネルギーを表す信号を出力した２つの半導体セル２２
の中心位置の中点を入射位置として計算する。いずれの
計算方法を選択するかは、入射エネルギーに応じて変え
ることもできる。
時に信号出力した３つの半導体セル２２の中から、エネ
ルギーＥ１，Ｅ２，Ｅ３の中の最小エネルギーを表す信
号を出力した１つの半導体セル２２を選択し、その選択
した半導体セル２２の中心位置を入射位置として計算す
る。または、位置計算回路４３では、エネルギーＥ１，
Ｅ２，Ｅ３の中の最大エネルギーを除いた残りの２つの
エネルギーを表す信号を出力した２つの半導体セル２２
の中心位置の中点を入射位置として計算する。いずれの
計算方法を選択するかは、入射エネルギーに応じて変え
ることもできる。
【００４０】なお、例えば、ポジトロンに起因するガン
マ線が放射線検出器に入射した後、最初に散乱して吸収
されたガンマ線のエネルギーが最大である場合、これに
おいては後方散乱が支配的であり、その後に吸収された
ガンマ線の２つのエネルギーは小さくなっているので、
平均的に飛程が短い。従って、これら２つのエネルギー
が検出された２つの検出位置を平均しても、計算される
入射位置のぶれは平均的に少ないと予想される。
マ線が放射線検出器に入射した後、最初に散乱して吸収
されたガンマ線のエネルギーが最大である場合、これに
おいては後方散乱が支配的であり、その後に吸収された
ガンマ線の２つのエネルギーは小さくなっているので、
平均的に飛程が短い。従って、これら２つのエネルギー
が検出された２つの検出位置を平均しても、計算される
入射位置のぶれは平均的に少ないと予想される。
【００４１】また、２回目に散乱したガンマ線のエネル
ギーが最大である場合、１回目の散乱においては前方散
乱が支配的であり、最初と最後の散乱で吸収された２つ
のエネルギーの検出位置を単純平均した方が、アンガー
型のガンマカメラにおいて生じる各エネルギーを重み付
け加算するよりも平均的に正確な入射位置が計算され
る。
ギーが最大である場合、１回目の散乱においては前方散
乱が支配的であり、最初と最後の散乱で吸収された２つ
のエネルギーの検出位置を単純平均した方が、アンガー
型のガンマカメラにおいて生じる各エネルギーを重み付
け加算するよりも平均的に正確な入射位置が計算され
る。
【００４２】さらに、３回目に散乱したガンマ線のエネ
ルギーが最大である場合、最初の２回の散乱においては
前方散乱が支配的であり、最後の散乱における飛程が長
いことから、最初の２回の散乱で吸収された２つのエネ
ルギーの検出位置を単純平均することによって入射位置
の精度が大きく向上することになる。
ルギーが最大である場合、最初の２回の散乱においては
前方散乱が支配的であり、最後の散乱における飛程が長
いことから、最初の２回の散乱で吸収された２つのエネ
ルギーの検出位置を単純平均することによって入射位置
の精度が大きく向上することになる。
【００４３】図７に示すように散乱が２回生じる確率は
散乱が１回生じる確率よりもさらに小さくなるが、アン
ガー型のガンマカメラを用いた場合よりも計算される入
射位置の精度を向上させることが可能となる。このよう
に、図６や図７に示すような入射位置の計算処理は、前
方散乱を生じる確率が高い（すなわち比較的エネルギー
が高い）ガンマ線に対しても適用することができる。
散乱が１回生じる確率よりもさらに小さくなるが、アン
ガー型のガンマカメラを用いた場合よりも計算される入
射位置の精度を向上させることが可能となる。このよう
に、図６や図７に示すような入射位置の計算処理は、前
方散乱を生じる確率が高い（すなわち比較的エネルギー
が高い）ガンマ線に対しても適用することができる。
【００４４】なお、上述は、相対的に小さいエネルギー
が２つの検出位置において検出された場合のガンマ線の
入射位置の計算についてであるが、３以上の検出位置に
おいて相対的に小さいエネルギーが検出された場合にお
いては、それらの検出位置の重心計算を行い、その計算
結果である重心の位置をガンマ線の入射位置とすること
ができる。
が２つの検出位置において検出された場合のガンマ線の
入射位置の計算についてであるが、３以上の検出位置に
おいて相対的に小さいエネルギーが検出された場合にお
いては、それらの検出位置の重心計算を行い、その計算
結果である重心の位置をガンマ線の入射位置とすること
ができる。
【００４５】図８は本発明の実施の形態の２検出器対向
型（放射線検出器が被検体を挟んで対向配置されるタイ
プ）の核医学診断装置であるガンマカメラの概略構成を
示す図およびこのガンマカメラを用いたポジトロンイメ
ージングの方法を説明するための図である。図８では、
ポジトロンＰｏに起因して発生したガンマ線の一方が放
射線検出器５０に入射して１回散乱後に吸収されるとと
もに、そのガンマ線の他方が放射線検出器５１に入射
し、散乱角θで後方散乱を生じた後、残りのエネルギー
に関する後方散乱ガンマ線が放射線検出器５０にすべて
入射して吸収された場合を想定し、ガンマ線の入射軌跡
を計算する。すなわち、図８では、放射線検出器５０に
同時に３つのイベントが生じる一方、放射線検出器５１
には１つのイベントが生じている場合を示している。
型（放射線検出器が被検体を挟んで対向配置されるタイ
プ）の核医学診断装置であるガンマカメラの概略構成を
示す図およびこのガンマカメラを用いたポジトロンイメ
ージングの方法を説明するための図である。図８では、
ポジトロンＰｏに起因して発生したガンマ線の一方が放
射線検出器５０に入射して１回散乱後に吸収されるとと
もに、そのガンマ線の他方が放射線検出器５１に入射
し、散乱角θで後方散乱を生じた後、残りのエネルギー
に関する後方散乱ガンマ線が放射線検出器５０にすべて
入射して吸収された場合を想定し、ガンマ線の入射軌跡
を計算する。すなわち、図８では、放射線検出器５０に
同時に３つのイベントが生じる一方、放射線検出器５１
には１つのイベントが生じている場合を示している。
【００４６】同時計数の計測を行う場合においては、被
検体Ｐを挟んで対向配置される２つの放射線検出器５
０，５１にそれぞれ設けられている検出処理回路２１，
３１内のポジトロン発生時間検出回路（図示しない）の
出力（トリガ信号）を同時回路４２にそれぞれ入力す
る。同時回路４２では、これらのトリガ信号を基にし
て、放射線検出器５０において吸収されたガンマ線のエ
ネルギーＥ２，Ｅ３，Ｅ４と、放射線検出器５１におい
て吸収されたガンマ線のエネルギーＥ１とがポジトロン
Ｐｏに起因して同時に発生したガンマ線に関するかどう
かを判断する。
検体Ｐを挟んで対向配置される２つの放射線検出器５
０，５１にそれぞれ設けられている検出処理回路２１，
３１内のポジトロン発生時間検出回路（図示しない）の
出力（トリガ信号）を同時回路４２にそれぞれ入力す
る。同時回路４２では、これらのトリガ信号を基にし
て、放射線検出器５０において吸収されたガンマ線のエ
ネルギーＥ２，Ｅ３，Ｅ４と、放射線検出器５１におい
て吸収されたガンマ線のエネルギーＥ１とがポジトロン
Ｐｏに起因して同時に発生したガンマ線に関するかどう
かを判断する。
【００４７】もし、これらのエネルギーが放射線検出器
５０，５１に同時に入射されたガンマ線に関する（同時
計数である）と認識されない場合、これらのエネルギー
に関する情報はポジトロンイメージングには寄与させな
いようにする。一方、これらのエネルギーが放射線検出
器５０，５１に同時に入射されたガンマ線に関すると認
識された場合、この認識結果に応じて、検出処理回路２
１，３１から出力されるエネルギー信号および位置信号
を基にして、入射位置計測回路４３では、次のような処
理が行われる。
５０，５１に同時に入射されたガンマ線に関する（同時
計数である）と認識されない場合、これらのエネルギー
に関する情報はポジトロンイメージングには寄与させな
いようにする。一方、これらのエネルギーが放射線検出
器５０，５１に同時に入射されたガンマ線に関すると認
識された場合、この認識結果に応じて、検出処理回路２
１，３１から出力されるエネルギー信号および位置信号
を基にして、入射位置計測回路４３では、次のような処
理が行われる。
【００４８】まず、図８に示すように、放射線検出器５
１において後方散乱が生じ、その結果として後方散乱ガ
ンマ線ＢＳが放射線検出器５０に入射した場合、その散
乱角度θは９０゜≦θ≦１８０゜の範囲内にあり、９０
゜散乱は約２２０ｋeＶに相当する。従って、ここで
は、放射線検出器５１において吸収されたエネルギーＥ
１を基にして、２２０＜Ｅ１＜５１１−Ｗ（ｋeＶ）、
またはＥ１＜１７０（ｋeＶ）の関係が満たされるかど
うかを判断する。なお、Ｗは上述したように関心ウイン
ドウである。
１において後方散乱が生じ、その結果として後方散乱ガ
ンマ線ＢＳが放射線検出器５０に入射した場合、その散
乱角度θは９０゜≦θ≦１８０゜の範囲内にあり、９０
゜散乱は約２２０ｋeＶに相当する。従って、ここで
は、放射線検出器５１において吸収されたエネルギーＥ
１を基にして、２２０＜Ｅ１＜５１１−Ｗ（ｋeＶ）、
またはＥ１＜１７０（ｋeＶ）の関係が満たされるかど
うかを判断する。なお、Ｗは上述したように関心ウイン
ドウである。
【００４９】２２０＜Ｅ１＜５１１−Ｗ（ｋeＶ）、ま
たはＥ１＜１７０（ｋeＶ）の関係が満たされる場合、
エネルギーＥ１に関する情報はイメージングに寄与させ
ないようにする。一方、エネルギーＥ１が１７０≦Ｅ１
≦２２０の範囲内である場合には、エネルギーＥ１とエ
ネルギー（Ｅ２，Ｅ３，Ｅ４）をそれぞれ加算する。す
なわち、Ｅ１＋Ｅ２，Ｅ１＋Ｅ３，Ｅ１＋Ｅ４により加
算値Ｅ１，Ｅ２，Ｅ３を取得する。
たはＥ１＜１７０（ｋeＶ）の関係が満たされる場合、
エネルギーＥ１に関する情報はイメージングに寄与させ
ないようにする。一方、エネルギーＥ１が１７０≦Ｅ１
≦２２０の範囲内である場合には、エネルギーＥ１とエ
ネルギー（Ｅ２，Ｅ３，Ｅ４）をそれぞれ加算する。す
なわち、Ｅ１＋Ｅ２，Ｅ１＋Ｅ３，Ｅ１＋Ｅ４により加
算値Ｅ１，Ｅ２，Ｅ３を取得する。
【００５０】ここで、どの加算値においても、Ｅ１（Ｅ
２、またはＥ３）＜５１１−Ｗ（ｋeＶ）、またはＥ１
（Ｅ２、またはＥ３）＞５１１＋Ｗ（ｋeＶ）の関係が
満たされるかどうかを判断する。もし、どの加算値にお
いてもいずれかの関係が満たされる場合には、これらの
エネルギーに関する情報はイメージングには寄与させな
いようにする。
２、またはＥ３）＜５１１−Ｗ（ｋeＶ）、またはＥ１
（Ｅ２、またはＥ３）＞５１１＋Ｗ（ｋeＶ）の関係が
満たされるかどうかを判断する。もし、どの加算値にお
いてもいずれかの関係が満たされる場合には、これらの
エネルギーに関する情報はイメージングには寄与させな
いようにする。
【００５１】一方、５１１−Ｗ≦Ｅ１（Ｅ２、またはＥ
３）≦５１１＋Ｗ（ｋeＶ）の関係が満たされる加算値
がある場合には、放射線検出器５１においてエネルギー
Ｅ１が検出された位置（ｘ１，ｙ１）をポジトロンに起
因するガンマ線の入射位置であると決定する。ここで
は、Ｅ１＋Ｅ２の加算値Ｅ１が５１１−Ｗ≦Ｅ１≦５１
１＋Ｗ（ｋeＶ）の関係を満たすことになる。
３）≦５１１＋Ｗ（ｋeＶ）の関係が満たされる加算値
がある場合には、放射線検出器５１においてエネルギー
Ｅ１が検出された位置（ｘ１，ｙ１）をポジトロンに起
因するガンマ線の入射位置であると決定する。ここで
は、Ｅ１＋Ｅ２の加算値Ｅ１が５１１−Ｗ≦Ｅ１≦５１
１＋Ｗ（ｋeＶ）の関係を満たすことになる。
【００５２】さらに、放射線検出器５０において検出さ
れたエネルギーＥ２，Ｅ３，Ｅ４の中で、放射線検出器
５１におけるガンマ線の入射位置の決定に用いられたエ
ネルギーＥ２を除いた残りの２つのエネルギーＥ３とＥ
４を加算して加算値Ｅ４を取得する。
れたエネルギーＥ２，Ｅ３，Ｅ４の中で、放射線検出器
５１におけるガンマ線の入射位置の決定に用いられたエ
ネルギーＥ２を除いた残りの２つのエネルギーＥ３とＥ
４を加算して加算値Ｅ４を取得する。
【００５３】ここで、加算値Ｅ４を基に、Ｅ４＜５１１
−Ｗ、またはＥ４＞５１１＋Ｗの関係が満たされるかど
うかを判断する。もし、加算値Ｅ４がこの関係を満たす
場合には、図６に示す場合と同様な原理により、加算し
た２つのエネルギーＥ３，Ｅ４のうち低いエネルギーが
検出された位置をポジトロンに起因するガンマ線の放射
線検出器５０に対する入射位置であると決定する。これ
により、放射線検出器５０，５１における入射位置を基
にしてポジトロンに起因するガンマ線の入射軌跡を計算
する。
−Ｗ、またはＥ４＞５１１＋Ｗの関係が満たされるかど
うかを判断する。もし、加算値Ｅ４がこの関係を満たす
場合には、図６に示す場合と同様な原理により、加算し
た２つのエネルギーＥ３，Ｅ４のうち低いエネルギーが
検出された位置をポジトロンに起因するガンマ線の放射
線検出器５０に対する入射位置であると決定する。これ
により、放射線検出器５０，５１における入射位置を基
にしてポジトロンに起因するガンマ線の入射軌跡を計算
する。
【００５４】なお、本発明は、放射線検出器５０に対す
る入射イベントが３つである場合に限られず、２つまた
は４つ以上である場合にも上述と同様な手法を用いるこ
とができる。
る入射イベントが３つである場合に限られず、２つまた
は４つ以上である場合にも上述と同様な手法を用いるこ
とができる。
【００５５】図９は特別なガンマ線吸収補正用線源を用
いることなく、図８に示すガンマカメラを用いて説明し
た手法を基に後方散乱線を利用してガンマ線の吸収補正
を行う場合を説明するための図である。図９において
は、図８に示すように被検体Ｐを挟んで対向配置された
２つの放射線検出器５０，５１においてそれぞれ後方散
乱を生じさせることにより、他方の放射線検出器５０，
５１に後方散乱線ＢＳ１，ＢＳ２がそれぞれ入射する場
合、これらの後方散乱線はある揺らぎをもってエネルギ
ー値の推定が可能であり、このようなエネルギーを有す
るガンマ線吸収補正線源とも考えることができる。
いることなく、図８に示すガンマカメラを用いて説明し
た手法を基に後方散乱線を利用してガンマ線の吸収補正
を行う場合を説明するための図である。図９において
は、図８に示すように被検体Ｐを挟んで対向配置された
２つの放射線検出器５０，５１においてそれぞれ後方散
乱を生じさせることにより、他方の放射線検出器５０，
５１に後方散乱線ＢＳ１，ＢＳ２がそれぞれ入射する場
合、これらの後方散乱線はある揺らぎをもってエネルギ
ー値の推定が可能であり、このようなエネルギーを有す
るガンマ線吸収補正線源とも考えることができる。
【００５６】すなわち、通常の同時計数ＰＥＴ収集を行
う場合に上記のような後方散乱線ＢＳ１，ＢＳ２を利用
する他、放射線検出器５０，５１においてガンマ線のあ
る検出位置における各角度での後方散乱線のエネルギー
分布とその頻度をある代表的な患者モデルから推定する
ことにより、その推定を用いてガンマ線の吸収補正デー
タを簡易に作成することが可能となる。このような手法
を用いることにより、ガンマ線吸収補正用線源を用いて
特別に吸収補正データを作成することなく、ガンマ線の
吸収補正を行うことができる。
う場合に上記のような後方散乱線ＢＳ１，ＢＳ２を利用
する他、放射線検出器５０，５１においてガンマ線のあ
る検出位置における各角度での後方散乱線のエネルギー
分布とその頻度をある代表的な患者モデルから推定する
ことにより、その推定を用いてガンマ線の吸収補正デー
タを簡易に作成することが可能となる。このような手法
を用いることにより、ガンマ線吸収補正用線源を用いて
特別に吸収補正データを作成することなく、ガンマ線の
吸収補正を行うことができる。
【００５７】図８や図９において説明した手法は、上述
した２検出器対向型のガンマカメラを用いた場合に限ら
れず、３つ以上の放射線検出器を備えたガンマカメラ、
放射線検出器がリング状に配慮されたＰＥＴ専用機など
においても適用することが可能である。
した２検出器対向型のガンマカメラを用いた場合に限ら
れず、３つ以上の放射線検出器を備えたガンマカメラ、
放射線検出器がリング状に配慮されたＰＥＴ専用機など
においても適用することが可能である。
【００５８】本発明は上述した実施形態に限定されず、
種々変形して実施可能である。
種々変形して実施可能である。
【００５９】
【発明の効果】本発明によれば、放射線検出器内での散
乱に起因する入射位置誤認の確率を減らすことができ
る。
乱に起因する入射位置誤認の確率を減らすことができ
る。
【図１】従来のアンガー型のガンマカメラの断面図。
【図２】入射ガンマ線のエネルギーに対するコンプトン
散乱角の頻度分布を示す図。
散乱角の頻度分布を示す図。
【図３】入射エネルギーと散乱線のエネルギーとの関係
を、様々な散乱角で示す図。
を、様々な散乱角で示す図。
【図４】本発明の実施の形態の核医学診断装置に用いら
れる放射線検出器の概略断面図。
れる放射線検出器の概略断面図。
【図５】図４に示す放射線検出器を備えた核医学診断装
置の構成を示すブロック図。
置の構成を示すブロック図。
【図６】本実施の形態において、半導体セル内の１回の
散乱による２つのエネルギー吸収位置を示す図。
散乱による２つのエネルギー吸収位置を示す図。
【図７】本実施の形態において、半導体セル内の２回の
散乱による３つのエネルギー吸収位置を示す図。
散乱による３つのエネルギー吸収位置を示す図。
【図８】本実施の形態による２検出器対向型の核医学診
断装置の概略構成図。
断装置の概略構成図。
【図９】図８の装置において、後方散乱線を利用したガ
ンマ線の吸収補正方法の説明図。
ンマ線の吸収補正方法の説明図。
２０…半導体セルアレイ、 ２１…検出処理回路、 ３０…半導体セルアレイ、 ３１…検出処理回路、 ４０…信号処理回路、 ４１…画像再構成回路、 ４２…同時回路、 ４３…入射位置計算回路、 ４４…入射軌跡計算回路、 ４５…表示ユニット。
Claims (21)
- 【請求項１】マトリクス状にアレイされ、放射線を個別
に検出し、前記放射線のエネルギーを表す信号を個別に
出力する複数の半導体セルを有する少なくとも１つの放
射線検出器と、 前記放射線が検出されるイベントの中から、被検体に投
与した放射性同位元素に由来する放射線が検出されると
いう特定のイベントを選別するために、前記半導体セル
のいずれか一つから信号が出力されるという第１のケー
スでは前記信号のエネルギーを所定のエネルギーウイン
ドウに比較すると共に、２以上の半導体セルから略同時
に２以上の信号が出力されるという第２のケースでは前
記２以上の信号のトータルエネルギーを計算し、このト
ータルエネルギーを前記所定のエネルギーウインドウに
比較する選別回路と、 前記第１のケースでは前記信号を出力する半導体セルの
位置に基づいて前記放射線の入射位置を計算し、前記第
２のケースでは前記２以上の半導体セルの中のいずれか
一の半導体セルの位置に基づいて前記放射線の入射位置
を計算する位置計算回路と、 前記特定のイベントを前記計算された入射位置を関連付
けて計数する計数回路と、 前記計数の結果に基づいて前記被検体内の放射性同位元
素の分布を発生する回路とを具備することを特徴とする
核医学診断装置。 - 【請求項２】前記放射線検出器から出力される複数の信
号の時間差に基づいて前記第２のケースを判定する内的
同時計測回路をさらに備えることを特徴とする請求項１
記載の核医学診断装置。 - 【請求項３】前記位置計算回路は、前記第２のケースで
は、前記２以上の半導体セルの中からいずれか一の半導
体セルを選択するために、前記２以上の信号のエネルギ
ーを互いに比較することを特徴とする請求項１記載の核
医学診断装置。 - 【請求項４】前記位置計算回路は、前記第２のケースで
は、前記２以上の半導体セルの中から、最小エネルギー
を表す信号を出力する半導体セルを選択することを特徴
とする請求項１記載の核医学診断装置。 - 【請求項５】前記位置計算回路は、前記第２のケースで
は、前記２以上の信号のエネルギーに基づいて、前記２
以上の半導体セルの中からいずれか一の半導体セルを選
択することを特徴とする請求項１記載の核医学診断装
置。 - 【請求項６】前記位置計算回路は、前記第２のケースに
おいて、第１のエリア内では、前記２以上の半導体セル
の中から、最小エネルギーを表す信号を出力する半導体
セルを選択し、第２のエリア内では、前記２以上の半導
体セルの中から、最大エネルギーを表す信号を出力する
半導体セルを選択することを特徴とする請求項１記載の
核医学診断装置。 - 【請求項７】前記位置計算回路は、前記第２のケースに
おいて、前記２以上の半導体セルの中から、前記２以上
の信号のエネルギー及び前記２以上の半導体セルの位置
に基づいて、一の半導体セルを選択することを特徴とす
る請求項１記載の核医学診断装置。 - 【請求項８】前記複数の半導体セルのいずれかから出力
される信号と、他の半導体セルから出力される信号との
時間差を計算する回路をさらに備えることを特徴とする
請求項１記載の核医学診断装置。 - 【請求項９】前記複数の半導体セルのいずれかから出力
される信号と、他の半導体セルから出力される信号との
時間差を計算し、前記時間差に基づいて前記第２のケー
スを判定する回路をさらに備えることを特徴とする請求
項１記載の核医学診断装置。 - 【請求項１０】前記半導体セル各々は、テルル化カドミ
ウムまたはテルル化カドミウム亜鉛の層を有することを
特徴とする請求項１記載の核医学診断装置。 - 【請求項１１】前記半導体セル各々は、シンチレータ層
と光電変換層とを有することを特徴とする請求項１記載
の核医学診断装置。 - 【請求項１２】マトリクス状にアレイされ、放射線を個
別に検出し、前記放射線のエネルギーを表す信号を個別
に出力する複数の半導体セルを有する少なくとも１つの
放射線検出器と、 前記放射線が検出されたイベントの中から、２以上の半
導体セルから略同時に２以上の信号が出力されるという
イベントを画像化に寄与させないと共に、前記信号のエ
ネルギーに基づいて被検体に投与した放射性同位元素に
由来するイベントを選別する選別回路と、 前記信号を出力する半導体セルの位置に基づいて前記放
射線の入射位置を計算する位置計算回路と、 前記選別されたイベントを前記計算された入射位置を関
連付けて計数する計数回路と、 前記計数の結果に基づいて前記被検体内の放射性同位元
素の分布を発生する回路とを具備することを特徴とする
核医学診断装置。 - 【請求項１３】前記放射線検出器から出力される複数の
信号の時間差に基づいて前記第２のケースを判定する内
的同時計測回路をさらに備えることを特徴とする請求項
１２記載の核医学診断装置。 - 【請求項１４】マトリクス状にアレイされ、放射線を個
別に検出し、前記放射線のエネルギーを表す信号を個別
に出力する複数の半導体セルを有する少なくとも１つの
放射線検出器と、 前記半導体セルのいずれか一つから信号が出力されると
いう第１のケースでは前記信号を出力する半導体セルの
の位置に基づいて前記放射線の入射位置を計算し、２以
上の半導体セルから略同時に２以上の信号が出力される
という第２のケースでは前記２以上の信号を略同時に出
力する２以上の半導体セルの位置に基づいて前記放射線
の入射位置を計算する位置計算回路と、 被検体に投与した放射性同位元素に由来する放射線が検
出されるというイベントを、前記計算された入射位置を
関連付けて計数する計数回路と、 前記計数の結果に基づいて前記被検体内の放射性同位元
素の分布を発生する回路とを具備することを特徴とする
核医学診断装置。 - 【請求項１５】前記放射線検出器から出力される複数の
信号の時間差に基づいて前記第２のケースを判定する内
的同時計測回路をさらに備えることを特徴とする請求項
１４記載の核医学診断装置。 - 【請求項１６】前記位置計算回路は、前記第２のケース
において、前記２以上の半導体セルの位置の重心位置を
計算することを特徴とする請求項１４記載の核医学診断
装置。 - 【請求項１７】前記位置計算回路は、前記第２のケース
において、２つの半導体セルから略同時に信号が出力さ
れるとき、前記２つの半導体セルの位置の一方に基づい
て入射位置を計算し、３以上の半導体セルから略同時に
信号が出力されるとき、最大エネルギーの信号を出力し
た半導体セルを除く残りの複数の半導体セルの位置の重
心位置を計算することを特徴とする請求項１４記載の核
医学診断装置。 - 【請求項１８】マトリクス状にアレイされ、放射線を個
別に検出し、前記放射線のエネルギーを表す信号を個別
に出力する複数の半導体セルを有する少なくとも１つの
放射線検出器と、 前記複数の半導体セルのいずれかから出力される信号
と、他の半導体セルから出力される信号との時間差を計
算する回路とを具備することを特徴とする核医学診断装
置。 - 【請求項１９】前記時間差を、所定のしきい値と比較す
る回路をさらに備えることを特徴とする請求項１８記載
の核医学診断装置。 - 【請求項２０】マトリクス状にアレイされ、放射線を個
別に検出し、前記放射線のエネルギーを表す信号を個別
に出力する複数の半導体セルを有する少なくとも１つの
放射線検出器と、 ２以上の半導体セルから略同時に２以上の信号が出力さ
れるとき、前記２以上の信号のトータルエネルギーを計
算する回路とを具備することを特徴とする核医学診断装
置。 - 【請求項２１】前記トータルエネルギーを所定のエネル
ギーウインドウに比較する回路をさらに備えることを特
徴とする請求項２０記載の核医学診断装置。
Priority Applications (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2000057522A JP2000321357A (ja) | 1999-03-10 | 2000-03-02 | 核医学診断装置 |
| US09/521,901 US20030075685A1 (en) | 1999-03-10 | 2000-03-09 | Nuclear medical diagnostic apparatus |
| US10/735,620 US7138634B2 (en) | 1999-03-10 | 2003-12-16 | Nuclear medical diagnostic apparatus |
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| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP6388499 | 1999-03-10 | ||
| JP11-63884 | 1999-03-10 | ||
| JP2000057522A JP2000321357A (ja) | 1999-03-10 | 2000-03-02 | 核医学診断装置 |
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| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2000321357A true JP2000321357A (ja) | 2000-11-24 |
Family
ID=26405022
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| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2000057522A Pending JP2000321357A (ja) | 1999-03-10 | 2000-03-02 | 核医学診断装置 |
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| JP (1) | JP2000321357A (ja) |
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| JP2008209336A (ja) * | 2007-02-28 | 2008-09-11 | Hitachi Ltd | 核医学診断装置 |
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