JP2005017142A - Nuclear medicine imaging apparatus - Google Patents

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Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To provide a nuclear medicine imaging apparatus having low noise in image quality and high spatial resolution. <P>SOLUTION: A γ-ray detection signal processor 41 is equipped with a correction data generator 16 for outputting a time correction value Δτ and an absorption position N' of the γ-ray inside semiconductor detection elements 2a and 2b-2n, on the basis of the rising time of a signal outputted from semiconductor detectors 1a, and 1b-1n by the absorption of the γ-ray. A correction operation device 25 outputs correction time information (τ-Δτ) as the precise γ-ray absorption time and high precision address information (N*N') in which the absorption position N' of the γ-ray inside the semiconductor detectors 1a, and 1b-1n is added, to a simultaneous counting device 26, with reference to the time correction value Δτ. <P>COPYRIGHT: (C)2005,JPO&NCIPI

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、放射性同位元素（ＲＩ）によって標識された薬剤を患者等の被検体に投与し、そのＲＩから放出されるγ線を検出して、被検体内のＲＩ分布を取得する核医学撮像装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
患者等の被検体にＲＩによって標識された放射性薬剤（以下、単に、薬剤という）を投入し、そのＲＩから放出されるγ線を検出して、被検体内のＲＩ分布を取得する装置を総じて核医学撮像装置と呼ぶ（例えば特許文献１参照）。核医学撮像装置の代表的なものとしては、ガンマカメラやシングルフォトンエミッションＣＴ（ＳＰＥＣＴ）、ポジトロンエミッションＣＴ（ＰＥＴ）等がある。
【０００３】
ガンマカメラは、被検体内から放出されるγ線を平面型検出器によって測定し、その平面分布をイメージングする装置であり、平面型検出器の前面にはコリメータを取り付け、γ線の入射方向を制限して指向性を与えている。平面型検出器は複数の放射線検出器を複数列及び複数行に配置している。
【０００４】
単光子放出型断層写真撮影装置（ＳＰＥＣＴ装置）は、前記のガンマカメラと同様の平面型検出器を被検体の周囲に配置して被検体内から放出されるγ線を検出し、Ｘ線ＣＴと同様に画像化処理して被検体の断層像を得る装置である。ＳＰＥＣＴ装置についてもガンマカメラと同様に、平面型検出器の前面にコリメータを取り付け、γ線の入射方向を制限している。ＳＰＥＣＴ装置に用いられるＲＩは単一のγ線を放出する核種（例えば９９ｍＴｃや１２３Ｉ等）が用いられる。ＳＰＥＣＴ装置は少なくともいずれかのＲＩの被検体内での分布を画像化し、臓器の循環、代謝情報を知ることができる。
【０００５】
陽子放出型断層写真撮影装置（ＰＥＴ装置）は、被検体周囲に配置したリング状検出器によって被検体内から放出されるγ線を検出し、このγ線の検出信号を基に画像化処理して被検体内のＲＩ分布を示す断層像を得る装置である。リング状検出器は環状に且つベッドの長手方向に配置された多数の放射線検出器を有する。そのＰＥＴ装置は、陽電子（β＋）を放出する核種によって標識した薬剤を被検体に投与し、β＋を放出して電子と結合し消滅する際に、ほぼ反対方向（１８０±０．６°）に放出する５１１ｋｅＶの一対のγ線を検出対象としている。
【０００６】
ＰＥＴ装置は、同じタイミングで検出された一対のγ線を同時計数装置で選出すれば、一対のγ線の入射方向を判別することができる。このため、ＰＥＴ装置は、ガンマカメラやＳＰＥＣＴ装置と異なりコリメータを使用する必要がない。ＰＥＴ装置に用いられる陽電子放出核種には１８Ｆ、１５Ｏ、１１Ｃ等がある。例えば１８Ｆで標識した薬剤であるフルオロデオキシグルコース（２−［Ｆ−１８］ｆｌｕｏｒｏ−２−ｄｅｏｘｙ−Ｄ−ｇｌｕｃｏｓｅ，１８Ｆ−ＦＤＧ）は、被検体内に投与されたとき、糖代謝により腫瘍組織に高集積することを利用し、腫瘍部位の特定に使用される。
【０００７】
ところで、従来の核医学撮像装置においては、γ線を検出する放射線検出器として、主に酸化ビスマスゲルマニウム（ＢＧＯ）やタリウム添加ヨウ化ナトリウム（ＮａＩ（Ｔｌ））等の物質で構成されたシンチレータを用いている。この放射線検出器は、入射したγ線をシンチレータによって一旦微弱な光に変換し、この微弱な光を光電子増倍管やフォトダイオード等で電気信号に変換する。そのため、核医学撮像装置が大型化してしまうという問題があった。
【０００８】
そこで、現在テルル化カドミウム（ＣｄＴｅ）やテルル化カドミウム亜鉛（ＣｄＺｎＴｅ）等の半導体セルで構成される半導体放射線検出器（以下、半導体検出器という）が注目されている（例えば特許文献２参照）。これら半導体検出器はγ線を電荷キャリア（電子と正孔）へと直接的に変換する。従って、個々の半導体セルでγ線を検出できるため、シンチレータと光電子増倍管を用いた場合に比べ装置の小型軽量化が期待できる。また、生成される電荷キャリア数も、シンチレータ検出器によって得られる数に比べて非常に多く、この事は良好なエネルギー分解能を得られることを意味している。
【０００９】
【特許文献１】
特開平１１−３３７６４５号公報（段落番号［０００２］、図１）
【特許文献２】
特開２００３−７９６１４号公報（段落番号［００１６］、図１）
【００１０】
【発明が解決しようとする課題】
本発明の目的は、半導体放射線検出器を用いた場合にノイズのより少ない画像を得ることができる核医学撮像装置を提供することにある。
【００１１】
【課題を解決するための手段】
前記目的を達成するため、本発明では、誘起電荷量に対応して半導体放射線検出器から出力される電圧信号（γ線検出信号）の立ち上がり時間を解析する機能と、立ち上がり時間に基づいて、半導体検出器の半導体検出部内の吸収時刻を精度良く求めるための時刻補正情報を与える機能とを備えたことを特徴とする。
【００１２】
好ましくは、半導体検出部によるγ線の吸収によって放射線検出器から出力されるγ線検出信号の受信タイミングに対応して得られた第１吸収時刻情報を、γ線検出信号の立ち上がり時間を用いて得られた時刻補正情報により補正して第２吸収時刻情報を生成し、第２吸収時刻情報により選択された複数対のγ線検出信号を基に得られた情報により画像を生成することにある。この複数対のγ線検出信号を基に得られた情報には、具体的な例である補正用演算装置から出力されて選択された２つのデジタル信号を１つの信号として計数して得られる計数値が含まれる。
【００１３】
好ましくは、予め電圧信号の立ち上がり時間と半導体検出素子内の吸収時刻との相関を求めるための立ち上がり時間−時刻補正値特性データ（時刻補正データ生成装置で使用）、及び電圧信号の立ち上がり時間と半導体検出素子内の吸収位置との相関を求めるための立ち上がり時間−吸収位置特性データ（位置補正データ生成装置で使用）を作成する。立ち上がり時間解析器と、立ち上がり時間−時刻補正値特性データを内蔵した時刻補正データ生成装置及び立ち上がり時間−吸収位置特性データを内蔵した位置補正データ生成装置を含む補正データ生成装置を撮像装置の装置系に組み込む。この補正データ生成装置は時刻補正データ生成装置と位置特定装置を統合した装置である。時刻補正データ生成装置に基づいた補正値を時刻補正装置に入力し、検出時刻から補正値を差し引いた値を吸収時刻として出力する。さらに位置補正データ生成装置に基づいた吸収位置データから検出器アドレス（検出器内の吸収位置）を新たなアドレスデータとして出力する。
【００１４】
前述の立ち上り時間−時刻補正値特性データ及び立ち上がり時間−吸収位置特性データは撮像装置の稼働前に生成し、その後、半導体放射線検出器の経時特性に応じて定期的に特性試験を実施し、それらの特性データを更新することができる。また、それらの特性データにおける立ち上がり時間の区画及び吸収位置の区画の数は、要望された分解能、画質に応じて調整することができる。
【００１５】
補正データ生成装置は１つの半導体放射線検出器に１個設けても良いが、入射γ線のに応じて複数の半導体放射線検出器毎に一つ設けて処理することもできる。なお、個々の半導体検出素子（半導体検出部）の特性を考慮し、補正データ生成装置内の特性データを個々の補正データ生成装置毎に設定してもよいが、吸収位置の区画数が数個程度であれば個々の補正データ生成装置毎に特性データを設定する必要はなく、代表的な一特性データを複数もしくは全ての補正データ生成装置に適用してもよい。このような場合でも、十分に時刻補正や吸収位置の精度の向上を図ることができる。
【００１６】
【発明の実施の形態】
発明者等は、半導体検出器を適用した核医学撮像装置を詳細に検討した際に新たな課題を発見した。発明者等が発見した、半導体検出器における新たな課題を以下に詳細に説明する。半導体検出器にγ線が入射した時に内部で発生する現象を図１０及び図１１を用いて詳細に説明する。
【００１７】
図１０に示すように、半導体検出器６０は、例えばＣｄＴｅで構成される半導体検出素子６９と、この半導体検出素子６９の両端に形成されたアノード６３及びカソード６４とによって構成されている。入射γ線６５はこの半導体検出器６０に入射し、半導体検出素子６９内部の異なるγ線吸収位置６６Ａ，６６Ｂで半導体検出素子６９と相互作用を起こす。半導体検出素子６９の内部では入射γ線６５の吸収により電子６７と正孔６８を生成する。半導体検出素子６９には電圧が印加されているため、電子６７はアノード６３に、正孔６８はカソード６４に向かってそれぞれ移動する。
【００１８】
これら電荷キャリア（電子６７、正孔６８）の移動により半導体検出素子６９の両端で電荷が誘起され、後段の増幅器（図示せず）によって誘起電荷量に比例した電圧信号が出力される。後段の信号処理装置（図示せず）では、この電圧信号から検出することにより入射γ線６５の検出時刻及びエネルギーを認識する。
【００１９】
図１１（ａ）、（ｂ）に、γ線吸収位置６６Ａ、６６Ｂにおける出力電圧信号の時間経過を示す。ここで、この増幅器から出力される電圧信号の時間経過は２つの成分から構成され、１つは電子による高速成分であり、もう１つは正孔による低速成分である。これらの違いは移動度の違いに起因しており、例えばＣｄＴｅにおいては電子６７の移動度が約１１００ｃｍ２／Ｖ／秒、正孔６８の移動度が約１００ｃｍ２／Ｖ／秒と、およそ１桁異なる。
【００２０】
即ち、これは、電圧信号の時間経過が半導体検出素子６９内のγ線吸収位置６６Ａ，６６Ｂに依存して変化することを意味する。カソード６４の近傍であるγ線吸収位置６６Ａでγ線が吸収されると、低速な正孔成分３２Ａでもカソード６４までの距離が短いために短時間で電荷が誘起される。電子成分３１Ａについてもアノード６３までの距離は長いが高速なために短時間で電荷が誘起される。この結果、正孔成分３１Ａと電子成分３１Ｂの両成分を足し合わせた電圧信号３３Ａも高速で立ち上がり（図１１（ａ）中のΔＴ参照）、最大値に達した後、徐々に減衰していく。
【００２１】
一方、アノード６３の近傍であるγ線吸収位置６６Ｂでγ線が吸収されると、電子成分３１Ｂはアノード６３までの距離が短いために非常に短時間で電荷が誘起されるが、逆に正孔成分３２Ｂはカソード６４までの距離が長く、低速なため、立ち上がりが遅い（図１１（ｂ）中のΔＴ参照）。従って電圧信号３３Ｂが最大値に達する時間も長くなる。また、正孔６８はカソード６４への移動時にトラップされてしまい十分に収集することができなくなるため、吸収位置３０Ａで得られる程の誘起電荷量に及ばず、信号量欠損の原因となる。このように、半導体検出器においてγ線吸収位置によっては信号欠損が生じると、この半導体検出器の出力であるγ線検出信号に基づいて得られる情報を用いて作成される患者の画像情報に対してノイズになるという新たな課題を、発明者等が見出した。
【００２２】
前述のように、γ線吸収位置６６Ａ、６６Ｂの違いによる出力信号の変化は、主として低速成分である正孔に依存している。例えばＣｄＴｅでは、Ｓｉ（電子：１５００ｃｍ２／Ｖ／秒、正孔：５００ｃｍ２／Ｖ／秒）やＧｅ（電子：３９００ｃｍ２／Ｖ／秒、正孔：１９００ｃｍ２／Ｖ／秒）に比べて電子、正孔共に移動度が遅く、しかも電子と正孔とで移動度の違いが大きいことから、電圧信号３３Ｂの最大値に達する時間が長くなる傾向が顕著となる。
【００２３】
発明者等は、半導体検出器において生じる上記の現象が核医学撮像装置にとって次のような損失をもたらすことを新たに見出した。すなわち、例えばＰＥＴ装置において同時に放出される一対のγ線を検出し、この一対のγ線が同時に入射されたと判別する場合、予め同時計数時間窓と呼ばれる時間幅を設定しておき、この時間幅内に得られた２つの検出事象を同時と判定する。この時間幅は小さい程好ましい。なぜならその時間幅が大きいと、その時間幅内で一対のγ線を検出する（真の同時計数）だけでなく、体内の他の箇所でも発生したγ線を検出する（偶発同時計数）機会が増えるためである。偶発同時計数は偽の現象であり、被検体の画像（断層像）に対するノイズの原因となる。
【００２４】
一方、シンチレータ検出器の場合、発光現象を利用しているため入射γ線は検出素子内部のどこで吸収されても信号の立ち上がりはほとんど変わらないので、入射γ線が吸収された瞬間の時刻（γ線吸収時刻）と後段のタイミング検出装置で信号を検出する時刻（検出時刻）との時間差が吸収された位置に対してほとんど変化せず、また信号の立ち上がりが速い。従ってシンチレータ検出器においては同時検出する性能に優れ、いわゆる同時計数分解能を示す半値幅は短く、約１０［ｎｓ］であり、時間幅もほぼ同程度に設定できる。
【００２５】
ところが、ＣｄＴｅ等の半導体検出器では前述の様に吸収位置に依存して信号の立ち上がりが変化するため、γ線吸収時刻と検出時刻のばらつきが大きくなる。このため半値幅は２０［ｎｓ］程度と大きくする必要があり、同時計数時間窓と呼ばれる時間幅も同様に大きく設定しなければならない。そこで、半導体検出器を用いた場合において被検体の画像（断層像）の画質を向上させるためにも、半導体検出器を用いた場合においてもシンチレータ検出器に劣らない程度の同時計数分解能を保証する必要がある。
【００２６】
発明者等は、上記した新たに発見した課題を解消するために、すなわち画像におけるノイズの低減を図るために本発明をなしたのである。その新たな課題を解消するために種々検討して得られた本発明の具体的な実施の形態を、以下に説明する。
【００２７】
（第１の実施の形態）
次に、本発明の第１の実施の形態である核医学撮像装置、具体的にはＰＥＴ装置を、図１ないし図６を参照して詳細に説明する。なお、本実施の形態では、同一の要素については番号の次にアルファベット小文字で付し、重複した説明を省略する。
【００２８】
まず、本実施の形態のＰＥＴ装置の時刻補正データ生成装置１７及び位置補正データ生成装置１８（図５）に用いる立ち上り時間ΔＴと検出時刻差Δτとの関係を示す特性、及び立ち上り時間ΔＴと吸収位置Δｘ（Ｎ’）との関係を示す特性を得る試験装置Ａを、図１を用いて説明する。試験装置Ａは、半導体検出器１ａ、１ｂと、負の高圧電源５と、半導体検出器１ａ、１ｂで誘起された電荷を増幅する前置増幅器６ａ、６ｂと、前置増幅器６ａ、６ｂの出力を高速で波形整形して増幅する高速増幅器７ａ、７ｂと、この高速増幅器７ａ、７ｂの出力信号のタイミングを検出するタイムピックオフ装置８ａ、８ｂと、タイムピックオフ装置８ａからの出力信号を所定時間遅らせる遅延装置９と、２つのタイムピックオフ装置８ａ、８ｂから出力されたタイミングパルスの時間差に比例した波高のパルスを出力する時間波高変換器１０と、高速増幅器７ａの出力波形の立ち上がり時間に比例した波高のパルスを出力する立ち上がり時間解析器１１とから構成される。なお、半導体検出器１ａ、１ｂは、約５ｍｍ角の２つの半導体検出素子２ａ、２ｂと、電圧印加電極（陽極）であるアノード３ａ、３ｂと、陰極であるカソード４ａ、４ｂとを備えている。
【００２９】
２つの半導体検出器１ａ、１ｂの間に２２Ｎａ等の陽電子放出核種の標準線源１２及び穴径が約１００μｍの鉛製コリメータ１３を設置する。まず初めは、半導体検出器１ａ、１ｂのカソード４ａ、４ｂをコリメータ１３の出口側に配置する。従って、標準線源１２が放出した陽電子の消滅により発生する一対のγ線２９、２９は、半導体検出器１ａ、１ｂのカソード４ａ、４ｂ近傍に入射する。半導体検出素子２ａ、２ｂ内部にγ線が吸収されたことにより誘起された各電荷は、図４に示すように、波形３６Ａの形で発生する。その電荷を入力した前置増幅器６ａ、６ｂは波形３７Ａの電圧信号を出力する。この電圧信号を入力した高速増幅器７ａ、７ｂは波形３７Ａの立ち上がり波形を有した波形３８Ａの電圧信号を出力する。高速増幅器７ａの出力信号はタイムピックオフ装置８ａ及び立ち上がり時間解析器１１に入力される。高速増幅器７ｂの出力信号はタイムピックオフ装置８ｂに入力される。タイムピックオフ装置８ａ、８ｂは、例えばコンスタントフラクション方式等でタイミングパルスを出力する。時間波高変換器１０は両タイミングパルスの検出時刻差（時刻補正値）Δτに比例した波高のパルスを出力する。
【００３０】
一方、立ち上がり時間解析器１１は、例えば入力信号波高の１０％から９０％までに経過した立ち上がり時間ΔＴに比例した波高のパルスを出力する。現在の状態（図１の状態）では、一対のγ線２９、２９がそれぞれカソード４ａ、４ｂ付近で吸収されるため、前述したように、半導体検出素子２ａ、２ｂ内部で発生する正孔成分と電子成分による電圧信号もそれぞれ高速で立ち上がり（図１１（ａ）中のΔＴ参照）、両者のタイミング検出の時間差も小さい。即ち検出時刻差Δτも立ち上がり時間ΔＴも小さい。
【００３１】
ここで、一方の半導体検出器１ａを図１中の矢示ａ方向に移動して測定すると、半導体検出素子２ａ内の吸収位置はカソード４ａから離れるために、半導体検出器１ａで発生する電圧信号の立ち上がりが低速となる。このため、図４に示すように、半導体検出器１ａから出力される誘起電荷の波形は３６Ｂ、前置増幅器６ａの出力である電圧信号の波形は３７Ｂ、及び高速増幅器７ａの出力である電圧信号の波形は３８Ｂのようになる。これに伴って、検出時刻差Δτと立ち上がり時間ΔＴが増加する。このように半導体検出器１ａをコリメータ１３に対して矢印ａ（図１）の方向に移動させることにより、図２に示すような立ち上がり時間ΔＴと検出時刻差Δτとの相関、及び立ち上がり時間ΔＴと半導体検出器１ａの移動量Δｘ（以下、吸収位置Δｘという）との相関を得ることができる。
【００３２】
従って、図２に示す特性を基に入力された立ち上がり時間ΔＴを検出時刻差（時刻補正値）Δτに変換し、得られた検出時刻差Δτを出力する時刻補正データ生成装置、及び図３に示す特性を基に入力された立ち上がり時間ΔＴを吸収位置Δｘに変換し、吸収位置Δｘ（以降の実施の形態では位置情報として吸収位置Ｎ′と表記する）を出力する位置補正データ生成装置をそれぞれ作成することができる。なお、図２、図３を見ても分かるようにΔＴ−Δτ特性、ΔＴ−Δｘ（Ｎ′）特性はばらつきをもった分布を有しており、１対１で変換することは困難である。そこで、例えば立ち上がり時間ΔＴを、ΔＴ１、ΔＴ２を境として３つの時間区画に分け、時刻補正データ生成装置ではそれらの時間区画に対応してΔτ１、Δτ２、Δτ３に、及び位置補正データ生成装置ではそれらの時間区画に対応してΔＮ１′、ΔＮ２′、ΔＮ３′に変換してもよい。または、その３つの区画毎に立ち上がり時間ΔＴと検出時刻差Δτとの第１関係式、及び立ち上がり時間ΔＴと吸収位置Ｎ′との第２関係式をそれぞれ設定し、時刻補正データ生成装置は第１関係式を用いて立ち上がり時間ΔＴに対応した検出時刻差Δτを、位置補正データ生成装置は第２関係式を用いて立ち上がり時間ΔＴに対応した吸収位置Ｎ′を算出するようにしてもよい。
【００３３】
次に、図２に示すΔＴ−Δτ特性、図３に示すΔＴ−Δｘ（Ｎ′）特性を用いた本実施の形態に係るＰＥＴ装置（核医学撮像装置の一種）を、図５を参照して説明する。まず、被検体（被検診者）Ｈに１８Ｆ等の陽電子放出核種を標識した薬剤を投与し、薬剤が被検体Ｈ内を拡散して撮像可能な状態となるまで待機する。これにより、薬剤は被検体内の癌の患部に集積する。ＰＥＴ装置Ｐは、図５に示すように、例えばＣｄＴｅからなる半導体検出器１ａ、１ｂ・・・１ｎをリング状に配置した構成となっている。撮像可能な状態になった被検体Ｈが横たわっているベッドＢがＰＥＴ装置Ｐ内に挿入される。この状態で、多数の半導体検出器が被検体Ｈの周囲を取り囲んでいる。それらの半導体検出器は、薬剤に起因して被検体Ｈから反対方向（１８０±０．６°）に放出される一対のγ線をそれぞれ検出する。このようにして、ＰＥＴ撮像が行われる。ＰＥＴ装置Ｐは、更に、γ線検出信号処理装置４１、同時係数装置２６及び画像再構成装置（画像作成装置）２８を有する。ＰＥＴ装置Ｐに設置される多数の半導体検出器は、ＰＥＴ装置Ｐの周方向において複数の群に分割されている。γ線検出信号処理装置４１は、それらの群ごとに設けられる。
【００３４】
以下、図６に基づいて、１つのγ線検出信号処理装置４１について説明する。各半導体検出器のカソード４ａ、４ｂ・・・４ｎには高圧電源５から電圧が印加されている。被検体Ｈから放出されたγ線が各半導体検出器１の半導体検出素子（半導体検出部）２ａ、２ｂ・・・２ｎに入射すると、γ線が半導体検出素子２によって吸収された場合、その吸収されたγ線のエネルギーに対応した量の電荷がアノード３ａ、３ｂ・・・３ｎ及びカソード４ａ、４ｂ・・・４ｎにそれぞれ誘起される。それぞれの誘起電荷は、アノード３ａ、３ｂ・・・３ｎに個々に接続されている前置増幅器６ａ、６ｂ・・・６ｎにγ線検出信号として出力され、該当する前置増幅器によって増幅される。
【００３５】
前置増幅器６ａ、６ｂ・・・６ｎに個々に接続されている低速増幅器（比例増幅器）１４ａ、１４ｂ、・・・１４ｎのそれぞれは、前置増幅器６ａ、６ｂ・・・６ｎのうちの該当する前置増幅器からの出力を入力して前述の誘起電荷量に応じた十分な波高を有する、図４に示す電圧波形３９Ａ（または電圧波形３９Ｂ）を出力する。この電圧波形の波高はγ線エネルギー値を反映している。低速増幅器１４ａ、１４ｂ、・・・１４ｎに個々に接続されている波高保持装置１５ａ、１５ｂ・・・１５ｎのそれぞれは、該当する低速増幅器からの電圧波形３９Ａ（または電圧波形３９Ｂ）を入力し、その電圧波形の波高値を有したパルス信号を信号処理装置２０の波高弁別装置２３ａ、２３ｂ、・・・２３ｎに出力する。
【００３６】
一方、前置増幅器６ａ、６ｂ・・・６ｎに個々に接続されている高速増幅器７ａ、７ｂ、・・・７ｎのそれぞれは、前置増幅器６ａ、６ｂ・・・６ｎのうちの該当する前置増幅器から出力された信号の立ち上がりを高速で増幅し、図４に示す波形３８Ａ（または波形３８Ｂ）の電圧信号を出力する。
【００３７】
高速増幅器７ａ、７ｂ、・・・７ｎのうち該当する高速増幅器からの電圧信号を入力するタイムピックオフ装置（時刻検出装置）８ａ、８ｂ、・・・８ｎは、それぞれ、信号処理装置２０の時刻判別装置（時刻付与装置）２２ａ、２２ｂ、・・・２２ｎのうち接続されている時刻判別装置に、その電圧信号の受信タイミングに応じてタイミングパルスを出力する。タイムピックオフ装置及び時刻判別装置は時刻決定装置を構成している。高速増幅器７ａ、７ｂ、・・・７ｎの電圧信号は補正データ生成装置１６の立ち上がり時間解析器（立ち上り時間発生装置）１１にも入力される。立ち上がり時間解析器１１は、高速増幅器７ａ、７ｂ、・・・７ｎからのそれぞれの電圧信号を基にそれぞれの電圧信号の立ち上がり時間ΔＴを計測し、時刻補正データ生成装置１７及び位置補正データ生成装置１８に出力する。補正データ生成装置１６は、立ち上がり時間解析器１１、立ち上がり時間解析器１１から出力される立ち上がり時間ΔＴを基に検出時刻差Δτを求める時刻補正データ生成装置１７、その立ち上がり時間ΔＴを基に吸収位置Ｎ′を求める位置補正データ生成装置１８を備える。
【００３８】
時刻補正データ生成装置１７は、図２を基にして得られた時刻データ特性（例えば、立ち上がり時間ΔＴと検出時刻差Δτの関係式）を用いて高速増幅器７ａ、７ｂ、・・・７ｎのそれぞれの電圧信号の各立ち上がり時間ΔＴに対して時刻補正値である検出時刻差Δτをそれぞれ求め、信号処理装置２０の補正用演算装置２５に出力する。これらの検出時刻差Δτは半導体検出器１ａ、１ｂ・・・１ｎからそれぞれ出力されるγ線検出信号に対するものである。位置補正データ生成装置１８は、図３を基にして得られた位置データ特性（例えば、立ち上がり時間ΔＴと吸収位置Ｎ′の関係式）を用いて上記の各立ち上がり時間ΔＴに対して半導体検出器１ａ、１ｂ・・・１ｎの吸収位置Ｎ′をそれぞれ求め、信号処理装置２０の補正用演算装置２５に出力する。
【００３９】
信号処理装置２０では以下の処理が行われる。波高弁別装置２３ａ、２３ｂ、・・・２３ｎのそれぞれは、閾値以上の波高値を有するパルス信号を弁別して時刻判別装置２２ａ、２２ｂ、・・・２２ｎのうち該当する時刻判別装置に出力する。時刻判別装置２２ａ、２２ｂ、・・・２２ｎのそれぞれには、高速クロック装置１９からのタイミングパルスであるクロック信号が入力される。各時刻判別装置は、波高値を有するパルス信号を、該当するタイムピックオフ装置からタイミングパルスを入力したときのクロック信号に対応した時刻τの時刻情報を有するデジタル信号に変換し、このデジタル信号を該当するアドレス判別装置２４に出力する。時刻判別装置２２ａ、２２ｂ、・・・２２ｎ及びアドレス判別装置２４は時刻・アドレス判断装置２１に含まれる。
【００４０】
アドレス判別装置２４は、時刻判別装置２２ａ、２２ｂ、・・・２２ｎのそれぞれから時刻τの時刻情報が付与されたデジタル信号を入力したとき、そのデジタル信号を出力した時刻判別装置が実質的に接続されている半導体検出器のアドレス情報Ｎがそのデジタル信号に付与される。アドレス判別装置２４は時刻情報τ及びアドレス情報Ｎが付与されたデジタル信号を補正用演算装置２５に出力する。アドレス情報は、ＰＥＴ装置Ｐに設けられた各半導体検出器ごとに付与されている。補正用演算装置２５において、時刻τが検出時刻差（時刻補正値）Δτにより補正された時刻補正情報（τ−Δτ）が生成され、更に、アドレス情報Ｎに半導体検出器１内部の吸収位置Ｎ′の情報が付加された補正アドレス情報（Ｎ＊Ｎ′）が生成される。補正用演算装置２５は、時刻補正情報（τ−Δτ）及び補正アドレス情報（Ｎ＊Ｎ′）が付与されているデジタル信号を同時計数装置２６に出力する。
【００４１】
本実施の形態では、前置増幅器、高速増幅器、タイムピックオフ装置、低速増幅器、波高保持装置、時間判別装置及び波高弁別装置は、それぞれ、半導体検出器ごとに設けられている。このため、１つの半導体検出器の出力であるγ線検出信号は、途中で信号形態が変わる場合もあるが、実質的にそれらの装置に入力されることになる。
【００４２】
本実施の形態は、時刻補正データ生成装置１７、及び補正用演算装置２５における時刻τを検出時刻差Δτで補正する構成を含む時刻補正装置と、位置補正データ生成装置１８、及び補正用演算装置２５におけるアドレス情報Ｎに半導体検出器１内部の吸収位置Ｎ′の情報を付加する構成を含む位置補正装置を備えているとも言える。補正アドレス情報（Ｎ＊Ｎ′）は、該当する半導体検出器のアドレス情報Ｎ（半導体検出器の番地）及びその半導体検出器内においてガンマ線が吸収された位置Ｎ′を含んでいるため、ガンマ線の吸収された位置を精度良く示している。吸収位置Ｎ′の情報をアドレス情報Ｎに付加することは、アドレス情報Ｎの補正に相当する。
【００４３】
なお、図６に示した半導体検出器１及びγ線検出信号処理装置４１の構成はＰＥＴ装置Ｐに設けられたそれらの一部である。ＰＥＴ装置Ｐに設けられた多数の半導体検出器が、半導体検出器１ａ、１ｂ・・・１ｎを１つの単位として、複数のグループに分割されている。それらの半導体検出器は、図５に示すように、グループ毎に異なるγ線検出信号処理装置４１にγ線検出信号を出力する。それらのγ線検出信号処理装置４１から出力された、時刻補正情報及び補正アドレス情報が付与されている各デジタル信号が、同時計数装置２６に入力される。
【００４４】
同時計数装置２６は、各信号処理装置２０の補正用演算装置２５から出力されたデジタル信号を用いて同時計数を行う。すなわち、それらのデジタル信号に付与された時刻補正情報（τ−Δτ）のうち、同時計数時間窓ｗ［ｎｓ］の時間内に入っている２つのデジタル信号を選択すると共に、同時計数によりそれらの２つのデジタル信号を１つの信号として計数する。同時係数装置２６は、選別された２つの信号の補正アドレス情報の組み合わせ（一対の補正アドレス情報）、及び同時計数された信号の計数値（γ線対の発生数）の各情報を、同時計数装置２６のメモリ（図示せず）に記憶する。
【００４５】
画像再構成装置２８は上記メモリ内の複数対の補正アドレス情報及び計数値を記憶装置２７に記憶させる。その一対の補正アドレス情報が、上記一対のγ線２９のそれぞれの飛行方向データに相当する。画像再構成装置２８は、複数対の補正アドレス情報及び計数値を用いて、公知のフィルタバックプロジェクション法により各ボクセルにおけるγ線発生密度を求める。画像再構成装置２８は、これらのγ線対発生密度に基づいて、放射性核種の集積位置、即ち腫瘍位置での断層画像を作成する。この断層像の情報は記憶装置２７に記憶される。また、その断層像の情報は表示装置（図示せず）に表示される。
【００４６】
なお、選択された２つのデジタル信号を１つの信号として計数して得られた計数値は、選択された２つのデジタル信号に対応する一対のγ線検出信号を基に得られた情報である。
【００４７】
このように、本実施の形態によれば、補正データ生成装置１６で得られた時刻補正値（検出時刻差）Δτを得ることができるため、この時刻補正値Δτを用いて、実際にγ線が半導体検出素子２で吸収された瞬間に近い時刻を、時刻補正情報（τ−Δτ）として同時計数判定することができる。すなわち、時刻補正値Δτを用いるので同時計数時間窓ｗ［ｎｓ］を短く設定でき、偶発同時計数が低減される。このため、従来のＰＥＴ装置に比べてノイズの少ない断層像を得ることができる。
【００４８】
本実施の形態では、例えば、立ち上がり時間ΔＴをΔＴ１とΔＴ２を境界にして３分割しているので、同時計数分解能は、後段の装置系（補正データ生成装置１６、信号処理装置２０、同時計数装置２６等）による影響を考慮しても、従来の２０［ｎｓ］程度から半分程度に小さく抑えられ、シンチレータの約１０［ｎｓ］に匹敵する性能を発揮することができる。このため、得られる断層像の精度が更に向上する。従って、同時計数時間窓ｗの幅もシンチレータと同程度に設定することができ、高精度な時間分解能を得ることができる。
【００４９】
アドレス情報も個々の半導体検出器１のアドレスＮに加え、その内部でのγ線の吸収位置Ｎ′を付加したことにより、γ線が吸収された位置をより高精度に判別することができる。つまり、半導体検出器１及びそれに付随する装置の数を変化させることなく、計測上は実効的に半導体検出器内で３つの領域のうちどの領域でガンマ線が吸収されたのかを判別できるということは、１つの半導体検出器の寸法を３分の１に小型化して半導体検出器の数を３倍に増加した場合と同等である。このような本実施の形態では、結果的に画像上の空間分解能が大幅に向上できる。さらに、１つの補正データ生成装置１６が設けられている本実施の形態は、γ線検出信号処理装置４１の構成を単純化できる。なお、補正データ生成装置１６は、放射線検出器ごとに設置し、該当する高速増幅器に接続してもよい。
【００５０】
以上、本実施の形態によれば、容易に作成可能な立ち上がり時間解析器を用いて被検体に吸収されるγ線吸収の電圧信号の立ち上がり時間を計測し、時刻補正値及び吸収位置情報を付加することにより同時計数分解能及び空間分解能を向上できる。その結果、画質上の大幅なノイズ低減、空間分解能向上が実現できる。
【００５１】
（第２の実施の形態）
本発明の第２実施の形態を、図７に基づいて説明する。本実施の形態に係る核医学撮像装置であるＰＥＴ装置Ｐ１は、ＰＥＴ装置Ｐのγ線検出信号処理装置４１をγ線検出信号処理装置５１に替えた構成を有する。なお、本実施の形態では、第１の実施の形態と同一の構成要素に同一の符号を付し、その説明を省略するものとする。γ線検出信号処理装置５１は、補正データ生成装置１６に替えて検出時刻補正装置３５を有する。検出時刻補正装置３５は、タイムピックオフ装置８、立ち上がり時間解析器１１、時刻補正データ生成装置１７、遅延装置５２及びパルス出力タイミング調整装置（以下、タイミング調整装置という）５３を有し、半導体検出器ごとに設けられる。各検出時刻補正装置３５は、高速増幅器７ａ、７ｂ、・・・７ｎのうち該当する高速増幅器にそれぞれ接続される。位置補正データ生成装置１８は、複数の補正データ生成装置１６Ａの立ち上がり時間解析器１１からの立ち上がり時間ΔＴを入力して半導体検出素子２内の吸収位置Ｎ′を算出し、吸収位置Ｎ′を信号処理装置２０の補正用演算装置２５に出力する。
【００５２】
高速増幅器７ａ、７ｂ、・・・７ｎからそれぞれ出力された電圧信号は、該当する検出時刻補正装置３５のタイムピックオフ装置８及び立ち上がり時間解析器１１にそれぞれ入力される。タイムピックオフ装置８は、前述したように、タイミングパルスを出力する。このタイミングパルスは遅延装置５２で設定時間τｄ（以下、遅延時間τｄという）だけ遅延された後にタイミング調整装置５３に入力される。遅延装置５２及びタイミング調整装置５３は時刻調整装置を構成している。設定時間τｄは、全ての遅延装置５２において同一の値に設定されている。一方、立ち上がり時間解析器１１は、該当する高速増幅器から入力される電圧信号の立ち上がり時間ΔＴを計測し、時刻補正データ生成装置１７及び位置補正データ生成装置１８に出力する。
【００５３】
時刻補正データ生成装置１７は、求めた検出時刻差Δτをタイミング調整装置５３に出力する。タイミング調整装置５３は、設定時間τｄだけ遅延されているタイミングパルスを、更に（τｓ−Δτ）だけ遅延させて時刻判別装置２２に出力させる。ここで、τｓは想定されるΔτに対して確実にτｓ＞Δτとなるような値であり、全てのタイミング調整装置５３で共通の値に設定されている。また、前記から分かるように遅延時間τｄは、立ち上がり解析器１１での立ち上がり時間ΔＴの計測からタイミング調整装置５３で（τｓ−Δτ）を求めるまでの処理のための待ち時間であり、前記処理が行える程度の時間に設定すればよい。結果として、各補正データ生成装置１６Ａのタイミング調整装置５３から時刻判別装置２２ａ、２２ｂ、・・・２２ｎのうちの該当する時刻判別装置に出力される時刻は（τ＋τｄ＋τｓ−Δτ）となる。この時刻は、結局、第１の実施の形態における時刻補正情報（τ−Δτ）を、全ての補正データ生成装置１６Ａに共通な値（τｄ＋τｓ）だけ遅延させた時刻である。従って、時刻判別装置２２ａ、２２ｂ、・・・２２ｎは第１実施の形態と同様に実質的に時刻補正情報（τ−Δτ）を取得することになる。
【００５４】
一方、位置補正データ生成装置１８は、図３の特性図を基にして得られた位置データ特性から半導体検出素子２内の吸収位置Ｎ′を算出し、補正用演算装置２５に出力する。これにより、第１の実施の形態と同様に、時刻補正情報（τ−Δτ）と補正アドレス情報（Ｎ＊Ｎ′）が付与されているデジタル信号を同時計数装置２１に出力する。
【００５５】
本実施の形態は、γ線検出信号処理装置４１の構成の単純化を除いて、第１実施の形態で生じる効果を得ることができる。更に、本実施の形態は、タイミング調整装置５３で受信したタイミングパルスが時刻判定装置２２に出力される時刻を、予め補正データ生成装置１６内部で調整する構成としているため、信号処理装置２０の内部で時刻補正を行う必要がなくなり、信号処理装置２０内部での論理設計を簡素化することができる。
【００５６】
（第３の実施の形態）
次に、本発明の第３の実施の形態について図８に基づいて説明する。図８は第３の実施の形態に係る核医学撮像装置の一種であるガンマカメラの構成を示すブロック図である。本実施の形態は、時刻補正値等の時刻情報は特に必要がないため、時刻補正データ生成装置を設置していない。しかし、位置補正データ生成装置を備えている。なお、本実施の形態では、前記第１の実施の形態と同一の構成要素に同一の符号を付し、その説明を省略するものとする。
【００５７】
半導体検出器１よりも被検体Ｈ側に鉛製のコリメータ１３が設置される。コリメータ１３は、開口部である複数のγ線通路６１を形成する。半導体検出器１の幅が５ｍｍ程度であり、１つの半導体検出器１に対して３つのγ線通路６１が対向している。γ線２９がいずれの開口部６１から半導体検出器１に入射したかは、後段の位置特定装置６２を構成する立ち上がり時間解析器１１で立ち上がり時間ΔＴを計測し、位置補正データ生成装置１８を基に半導体検出素子２内の吸収位置Ｎ′を求めることにより識別できる。このため、位置補正データ生成装置１８は、１つの半導体検出器１に対向する３つのγ線通路の配置に対応して３通りの吸収位置Ｎ′が等間隔で決定されるように立ち上がり時間ΔＴの区画の間隔を予め設定しある（図３参照）。
【００５８】
本実施の形態におけるガンマカメラの作用について説明する。
まず、被検体Ｈに単光子放出型核種（例えば９９ｍＴｃ等）を含む放射性薬剤を投与する。この放射性薬剤が被検体Ｈ内を拡散し、撮像可能な状態となるまで待機する。被検体Ｈが横たわっているベッドを移動させて被検体Ｈを、平面状に配置されたＣｄＴｅ半導体検出器１を用いたガンマカメラに近接させる。半導体検出器１に高圧電源５を印加し、γ線２９の検出を開始する。被検体Ｈから放出されたγ線２９がγ線通路６１を通って半導体検出素子２に入射する。γ線２９が半導体検出素子２内で吸収されると、そのエネルギーに応じた量の電荷（γ線検出信号）が誘起される。この電荷は前置増幅器６で増幅される。前置増幅器６からの出力信号は、低速増幅器１４及び高速増幅器７に入力される。低速増幅器１４で増幅された出力信号は波高保持装置１５に入力され、波高保持装置１５の出力である波高パルスが信号処理装置２０の波高弁別装置２３に出力される。高速増幅器７で増幅された出力信号は位置特定装置２６の立ち上がり時間解析器１１に入力される。
【００５９】
立ち上がり時間解析器１１は、第１の実施の形態と同様に、立ち上がり時間ΔＴを計測する。位置補正データ生成装置１８は、計測された立ち上がり時間ΔＴに対応する吸収位置情報Ｎ′を求め、この吸収位置情報Ｎ′を信号処理装置２０の補正用演算装置２５に出力する。
【００６０】
波高弁別装置２３は波高保持装置１５から出力される波高パルスのうち閾値以上の波高値を有する波高パルスを弁別する。アドレス判別装置２４は、各波高弁別装置２３から出力された波高パルスをそれぞれ入力し、該当する半導体検出器１のアドレスＮを判別する。アドレス判別装置２４は入力した波高パルスをアドレスＮの情報を付与したデジタル信号に変換し、このデジタル信号を出力する。そして補正用演算装置２５は、吸収位置Ｎ′の情報を前記アドレスＮに付加した補正アドレス情報（Ｎ＊Ｎ′）を付与したデジタル信号を計数装置（図示せず）に出力する。計数装置は、複数の信号処理装置２０、すなわち補正用演算装置２５からのそれぞれのデジタル信号を計数して得られる各計数値及び該当する補正アドレス情報を、計数装置のメモリ（図示せず）に記憶する。画像再構成装置２８は、上記メモリに記憶された補正アドレス情報及びその計数値、及び前述のフィルタバックプロジェクション法を用いて、被検体Ｈに対する平面画像を生成する。この画像は表示装置（図示せず）に表示される。
【００６１】
以上、本実施の形態によれば、位置特定装置６２で吸収位置Ｎ’を求めることによって、半導体検出器１の幅（患者の体軸方向における長さ）よりも小さなγ線通路６１を有するコリメータ１３を配置しても、１つの半導体検出器１にどのγ線通路６１からγ線２９が入射したかを識別でき、結果的に空間分解能を大幅に向上することができる。しかも、容易に作成可能な位置特定装置６２を備えるだけで、半導体検出器１の数及びそれに付随する装置数を増やすことなくガンマカメラをコンパクト化することができる。
【００６２】
このガンマカメラは、１つないし複数の平面状半導体検出器を、被検体の周囲で回転させることによりＳＰＥＣＴ装置として使用することも可能である。
【００６３】
（第４の実施の形態）
本発明の第４の実施の形態について図９に基づいて説明する。図９は、第４の実施の形態に係る医学撮像装置の一種であるガンマカメラの構成を示すブロック図である。本実施の形態でも第３の実施の形態と同様に時刻補正データ生成装置を設置していない。なお、本実施の形態では、前記第１の実施の形態と同一の構成要素に同一の符号を付し、その説明を省略するものとする。
【００６４】
本実施の形態も半導体検出器１よりも被検体Ｈ側に鉛製のコリメータ１３が設置される。約５ｍｍの幅を有する１つの半導体検出器１に対してコリメータ１３に形成される１つのγ線通路６１が対向している。コリメータ１３は半導体検出器１の相互間に挿入されており、γ線通路６１の幅は半導体検出器１の幅に等しい。半導体検出器１のアノード３は、γ線通路６１に対向している。カソード４はアノード３と平行になるように半導体検出素子２に設けられる。半導体検出器１及びコリメータ１３の幾何学的形状から、半導体検出器１にはαで表される視野角からγ線が入射し得る。
【００６５】
しかし、半導体検出素子２内部の吸収領域を３つの吸収領域７１Ａ、７１Ｂ、７１Ｃに分割し、被検体から最も遠い吸収領域７１Ｃのみを選別した場合、これは実効的にコリメータ１３の高さが増加したことを意味し、この吸収領域７１Ｃに入射するγ線の視野角はβと小さい。
【００６６】
前者の大視野角αで撮像する場合は、画像再構成装置２７で得られる画像の空間分解能は粗いがγ線の計数率が高く短時間で検査が行える。これを通常検査モード（短時間簡易モード）と呼ぶ。一方、後者の小視野角βでは吸収領域７１Ｃで吸収された事象のみを選択するため、計数率は低く検査時間はかかるが空間分解能が優れた画像が得られる。これを高分解能検査モードと呼ぶ。本実施の形態では、被検体Ｈである検査者の要望に応じ検査モードを変えることができる。例えば分解能は低くとも短時間検査を必要とする場合には通常検査モードで使用し、より高分解能な検査を要する場合には高分解能検査モードで使用すればよい。
【００６７】
検査モード、すなわち通常検査モード及び高分解能検査モードの設定は、検査者が予め制御器７２の入力画面等で選択できるものとする。制御器７２は、動作設定信号により、通常検査モードではガンマ線が上記３つの吸収領域のどの領域で吸収されたかにかかわらずガンマ線が１つの半導体検出器に入射した場合に該当する半導体検出器のアドレスＮの情報を付加したデジタル信号を出力するように、高分解能検査モードでは位置特定装置１８からの許可信号を入力した場合のみにアドレスＮの情報を付加したデジタル信号を出力するように、アドレス判別装置２４を設定する。通常検査モードを選択した場合、半導体検出器１のアドレスＮのみが識別できればよいので位置特定装置７３を起動する必要はない。制御器７２は、通常検査モードでは位置特定装置７３へ停止命令を送信し、位置特定装置７３からの許可信号の出力を阻止する。通常検査モードでは、第３実施の形態と同様に、計数装置（図示せず）が、アドレス判別装置２４から出力された、アドレスＮの情報を付加したデジタル信号を計数し、この計数値及びアドレスＮを計数装置のメモリ（図示せず）に記憶する。画像再構成装置２８は、そのメモリ入力したアドレスＮ及び計数値を用いて実施の形態３と同様に再構成処理を行い、放射性核種の集積位置の平面画像を生成する。この画像は表示装置（図示せず）に表示される。
【００６８】
一方、制御器７２は、高分解能検査モードを開始する際に起動命令を、高分能検査モードを終了する際に停止命令を、位置特定装置７３にそれぞれ送信する。位置特定装置７３は、起動命令を入力して停止命令を入力する間、吸収領域２７Ｃでガンマ線が吸収されたときにアドレス判別装置２４に許可信号を出力する。すなわち、位置特定装置７３は、立ち上がり時間解析器１１で算出した立ち上がり時間ΔＴが吸収領域２７Ｃに該当する値である場合にアドレス判別装置２４に許可信号を送信する。起動命令を入力して停止命令を入力する間であっても、吸収領域２７Ａ，２７Ｂでガンマ線が吸収された場合には、位置特定装置７３は許可信号を出力しない。アドレス判別装置２４は、その許可信号を受信した場合に限り、上記の計数装置に対して、アドレスＮの情報を付加したデジタル信号を出力する。高分解能検査モードにおいても、画像再構成装置２７は、上記したように被検体Ｈの平面画像情報を生成する。
【００６９】
また、制御器７２は、別のモードとして常に位置特定装置７３を起動して吸収位置Ｎ′をアドレス判別装置２４に出力するようにする。そして、アドレス判別装置２４は補正アドレス情報（Ｎ＊Ｎ′）を画像再構成装置２７に出力する。画像再構成装置２８ではこの補正アドレス情報（Ｎ＊Ｎ′）を取捨選択することにより分解能の異なる画像を得ることもできる。
【００７０】
本実施の形態によれば、重量の大きいコリメータ１３の交換作業を行うことなく、検査者は所望の検査時間や空間分解能を選択して検査を実施することができる。また、本実施の形態では、第３の実施の形態と同様に、１つないし複数の平面状半導体検出器を被検体の周囲で回転させることによりＳＰＥＣＴ装置として使用することも可能である。
【００７１】
なお、前記各実施の形態では検出時刻差（時刻補正値）、吸収位置を３分割として説明したが、３つに限ることはない。分割数が複数であれば十分に効果があり、その数を増やせば時間分解能及び空間分解能をさらに向上させることができる。また、前述の各実施の形態では、半導体検出器をテルル化カドミウム（ＣｄＴｅ）を用いて構成するものとして説明したが、ＣｄＴｅの替りに例えばテルル化カドミウム亜鉛（ＣｄＺｎＴｅ）、ガリウムヒ素（ＧａＡｓ）、臭化タリウム（ＴｌＢｒ）等の化合物半導体を用いて半導体検出器を構成してもよい。
【００７２】
また、前記第１の実施の形態では、時刻補正値を図２の特性図から求めるものとして説明したが、本発明はこれに限ることなく、時刻補正値は、撮像対象となるγ線源の種類、撮像対象の部位、撮像時刻等の撮像パラメータに応じて任意に設定できるものである。
【００７３】
【発明の効果】
本発明によれば、空間分解能を向上でき、ノイズが低減された画像を得ることができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の第１の実施の形態に係る時刻データ及び位置データを作成するための試験装置を示す構成図である。
【図２】第１の実施の形態に係る時刻データを示す特性図である。
【図３】第１の実施の形態に係る位置データを示す特性図である。
【図４】第１の実施の形態に係る主な装置要素における出力波形を示す特性図である。
【図５】第１の実施の形態に係る核医学撮像装置の一種であるＰＥＴ装置を示す全体構成図である。
【図６】第１の実施の形態に係るＰＥＴ装置のγ線検出信号処理部を示すブロック図である。
【図７】本発明の第２の実施の形態に係るＰＥＴ装置のγ線検出信号処理部を示すブロック図である。
【図８】本発明の第３の実施の形態に係る核医学撮像装置の一種であるガンマカメラの構成を示すブロック図である。
【図９】本発明の第４の実施の形態に係る核医学撮像装置の一種であるガンマカメラの構成を示すブロック図である。
【図１０】半導体検出器にγ線が入射した時に内部で発生する現象を示す説明図である。
【図１１】γ線吸収位置における出力電圧信号の時間経過を示す特性図で、（ａ）はカソード寄りのγ線吸収位置における出力電圧信号の時間経過を示す図、（ｂ）はアノード寄りのγ線吸収位置における出力電圧信号の時間経過を示す図である。
【符号の説明】
１、１ａ、１ｂ、１ｎ 半導体検出器
２、２ａ、２ｂ、２ｎ 半導体検出素子
３、３ａ、３ｂ、３ｎ アノード
４、４ａ、４ｂ、４ｎ カソード
６、６ａ、６ｂ、６ｎ 前置増幅器
７、７ａ、７ｂ、７ｎ 高速増幅器
８、８ａ、８ｂ、８ｎ タイムピックオフ装置
９ 遅延装置
１０ 時間波高変換器
１１ 立ち上がり時間解析器
１２ 標準線源
１３ コリメータ
１４、１４ａ、１４ｂ、１４ｎ 低速増幅器
１５、１５ａ、１５ｂ、１５ｃ 波高保持装置
１６ 補正データ生成装置
１７ 時刻補正データ生成装置
１８ 位置補正データ生成装置
１９ 高速クロック装置
２０ 信号処理装置
２６ 同時計数装置
２７ 記憶装置
２８ 画像再構成装置
６２，７３ 位置特定装置
２９ γ線
Ｐ ＰＥＴ装置[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to nuclear medicine imaging in which a drug labeled with a radioisotope (RI) is administered to a subject such as a patient, and γ rays emitted from the RI are detected to obtain an RI distribution in the subject. Relates to the device.
[0002]
[Prior art]
An apparatus for acquiring a RI distribution in a subject by introducing a radiopharmaceutical labeled with RI (hereinafter simply referred to as a drug) into a subject such as a patient and detecting γ-rays emitted from the RI. This is called a nuclear medicine imaging device (see, for example, Patent Document 1). Typical nuclear medicine imaging devices include a gamma camera, single photon emission CT (SPECT), positron emission CT (PET), and the like.
[0003]
A gamma camera is a device that measures gamma rays emitted from the inside of a subject with a flat detector and images the plane distribution. A collimator is attached to the front of the flat detector, and the incident direction of gamma rays is determined. Restrict and give directionality. The planar detector has a plurality of radiation detectors arranged in a plurality of columns and a plurality of rows.
[0004]
A single photon emission tomography apparatus (SPECT apparatus) detects a γ-ray emitted from the subject by arranging a planar detector similar to the above-described gamma camera around the subject, and X-ray CT. Is a device that obtains a tomographic image of a subject by imaging processing in the same manner as in FIG. In the SPECT apparatus, as in the gamma camera, a collimator is attached to the front surface of the flat detector to limit the incident direction of γ rays. The RI used in the SPECT apparatus is a nuclide that emits a single gamma ray (for example, 99m Tc and 123 I etc.) is used. The SPECT apparatus can image the distribution of at least one of the RIs in the subject and know organ circulation and metabolic information.
[0005]
A proton emission tomography apparatus (PET apparatus) detects γ rays emitted from the inside of a subject by a ring detector arranged around the subject, and performs an imaging process based on the detection signal of the γ rays. This is an apparatus for obtaining a tomographic image showing the RI distribution in the subject. The ring detector has a number of radiation detectors arranged annularly and in the longitudinal direction of the bed. The PET device has a positron (β + ) Is administered to the subject and labeled with a nuclide that releases + A pair of γ-rays of 511 keV that are emitted in almost opposite directions (180 ± 0.6 °) when they are emitted and combined with electrons are extinguished.
[0006]
The PET apparatus can determine the incident direction of a pair of γ rays by selecting a pair of γ rays detected at the same timing by the coincidence counting device. For this reason, unlike the gamma camera and the SPECT apparatus, the PET apparatus does not need to use a collimator. The positron emitting nuclides used in PET equipment include 18 F, 15 O, 11 C etc. For example 18 Fluorodeoxyglucose (2- [F-18] fluor-2-deoxy-D-glucose, a drug labeled with F, 18 F-FDG) is used to specify a tumor site by utilizing high accumulation in tumor tissue by sugar metabolism when administered into a subject.
[0007]
By the way, in a conventional nuclear medicine imaging apparatus, a scintillator mainly composed of a substance such as bismuth germanium oxide (BGO) or thallium-added sodium iodide (NaI (Tl)) is used as a radiation detector for detecting γ rays. Used. In this radiation detector, incident γ-rays are once converted into weak light by a scintillator, and the weak light is converted into an electric signal by a photomultiplier tube or a photodiode. Therefore, there has been a problem that the nuclear medicine imaging apparatus is increased in size.
[0008]
Therefore, attention is now focused on semiconductor radiation detectors (hereinafter referred to as semiconductor detectors) composed of semiconductor cells such as cadmium telluride (CdTe) and cadmium zinc telluride (CdZnTe) (see, for example, Patent Document 2). These semiconductor detectors directly convert gamma rays into charge carriers (electrons and holes). Therefore, since gamma rays can be detected by individual semiconductor cells, the apparatus can be expected to be smaller and lighter than when a scintillator and a photomultiplier tube are used. Also, the number of charge carriers generated is much larger than the number obtained by the scintillator detector, which means that good energy resolution can be obtained.
[0009]
[Patent Document 1]
JP 11-337645 A (paragraph number [0002], FIG. 1)
[Patent Document 2]
JP 2003-79614 A (paragraph number [0016], FIG. 1)
[0010]
[Problems to be solved by the invention]
An object of the present invention is to provide a nuclear medicine imaging apparatus capable of obtaining an image with less noise when a semiconductor radiation detector is used.
[0011]
[Means for Solving the Problems]
In order to achieve the object, in the present invention, based on the rise time and the function of analyzing the rise time of the voltage signal (γ-ray detection signal) output from the semiconductor radiation detector corresponding to the induced charge amount, And a function of providing time correction information for accurately obtaining the absorption time in the semiconductor detection section of the detector.
[0012]
Preferably, the first absorption time information obtained corresponding to the reception timing of the γ-ray detection signal output from the radiation detector by the absorption of γ-rays by the semiconductor detection unit is obtained using the rise time of the γ-ray detection signal. The second absorption time information is generated by correcting with the obtained time correction information, and an image is generated with information obtained based on a plurality of pairs of γ-ray detection signals selected by the second absorption time information. . The information obtained on the basis of the plural pairs of γ-ray detection signals is obtained by counting two digital signals output and selected from the correction arithmetic unit as a specific example as one signal. Contains numeric values.
[0013]
Preferably, rise time-time correction value characteristic data (used in the time correction data generation device) for obtaining a correlation between the rise time of the voltage signal and the absorption time in the semiconductor detection element in advance, and the rise time of the voltage signal and the semiconductor Rise time-absorption position characteristic data (used in the position correction data generation apparatus) for obtaining the correlation with the absorption position in the detection element is created. A correction data generation device including a rise time analyzer, a time correction data generation device incorporating rise time-time correction value characteristic data, and a position correction data generation device incorporating rise time-absorption position characteristic data Incorporate into. This correction data generation apparatus is an apparatus in which a time correction data generation apparatus and a position specifying apparatus are integrated. A correction value based on the time correction data generation device is input to the time correction device, and a value obtained by subtracting the correction value from the detection time is output as an absorption time. Further, the detector address (absorption position in the detector) is output as new address data from the absorption position data based on the position correction data generation device.
[0014]
The above rise time-time correction value characteristic data and rise time-absorption position characteristic data are generated before the operation of the imaging apparatus, and thereafter, characteristic tests are periodically performed according to the time-dependent characteristics of the semiconductor radiation detector. The characteristic data can be updated. In addition, the number of the rise time sections and the absorption position sections in the characteristic data can be adjusted according to the desired resolution and image quality.
[0015]
One correction data generation apparatus may be provided for each semiconductor radiation detector, but one correction data generation apparatus may be provided for each of the plurality of semiconductor radiation detectors according to the incident γ rays. In consideration of the characteristics of the individual semiconductor detection elements (semiconductor detection units), the characteristic data in the correction data generation apparatus may be set for each correction data generation apparatus, but there are several absorption position divisions. If it is, it is not necessary to set the characteristic data for each correction data generation device, and one typical characteristic data may be applied to a plurality or all of the correction data generation devices. Even in such a case, it is possible to sufficiently improve the time correction and the accuracy of the absorption position.
[0016]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
The inventors discovered a new problem when examining a nuclear medicine imaging apparatus to which a semiconductor detector is applied in detail. A new problem in the semiconductor detector discovered by the inventors will be described in detail below. The phenomenon that occurs internally when γ rays are incident on the semiconductor detector will be described in detail with reference to FIGS.
[0017]
As shown in FIG. 10, the semiconductor detector 60 includes a semiconductor detection element 69 made of, for example, CdTe, and an anode 63 and a cathode 64 formed at both ends of the semiconductor detection element 69. Incident γ-ray 65 enters the semiconductor detector 60 and interacts with the semiconductor detection element 69 at different γ-ray absorption positions 66A and 66B inside the semiconductor detection element 69. Inside the semiconductor detection element 69, electrons 67 and holes 68 are generated by absorption of incident γ rays 65. Since a voltage is applied to the semiconductor detection element 69, the electrons 67 move toward the anode 63 and the holes 68 move toward the cathode 64.
[0018]
Due to the movement of these charge carriers (electrons 67, holes 68), charges are induced at both ends of the semiconductor detection element 69, and a voltage signal proportional to the induced charge amount is output by a subsequent amplifier (not shown). A signal processing device (not shown) in the subsequent stage recognizes the detection time and energy of the incident γ-ray 65 by detecting from this voltage signal.
[0019]
FIGS. 11A and 11B show the time lapse of the output voltage signal at the γ-ray absorption positions 66A and 66B. Here, the time lapse of the voltage signal output from the amplifier is composed of two components, one is a high-speed component due to electrons, and the other is a low-speed component due to holes. These differences are caused by differences in mobility. For example, in CdTe, the mobility of electrons 67 is about 1100 cm. 2 / V / sec, mobility of hole 68 is about 100cm 2 / V / sec.
[0020]
That is, this means that the time lapse of the voltage signal changes depending on the γ-ray absorption positions 66A and 66B in the semiconductor detection element 69. When γ-rays are absorbed at the γ-ray absorption position 66A in the vicinity of the cathode 64, charges are induced in a short time because the distance to the cathode 64 is short even with the low-speed hole component 32A. Also for the electronic component 31A, the distance to the anode 63 is long, but since the speed is high, charges are induced in a short time. As a result, the voltage signal 33A obtained by adding both the hole component 31A and the electron component 31B also rises at a high speed (see ΔT in FIG. 11A) and gradually attenuates after reaching the maximum value. .
[0021]
On the other hand, when γ rays are absorbed at the γ ray absorption position 66B in the vicinity of the anode 63, the electronic component 31B is induced in a very short time because the distance to the anode 63 is short. Since the hole component 32B has a long distance to the cathode 64 and a low speed, it rises slowly (see ΔT in FIG. 11B). Therefore, the time for the voltage signal 33B to reach the maximum value also becomes longer. Further, since the holes 68 are trapped at the time of movement to the cathode 64 and cannot be collected sufficiently, the amount of induced charges does not reach the amount of induced charge obtained at the absorption position 30A, causing a loss of signal amount. Thus, when a signal loss occurs depending on the γ-ray absorption position in the semiconductor detector, the image information of the patient created using the information obtained based on the γ-ray detection signal that is the output of the semiconductor detector. The inventors have found a new problem of noise.
[0022]
As described above, the change of the output signal due to the difference between the γ-ray absorption positions 66A and 66B mainly depends on the hole which is a low speed component. For example, in CdTe, Si (electron: 1500 cm 2 / V / sec, hole: 500cm 2 / V / sec) and Ge (electron: 3900 cm) 2 / V / sec, hole: 1900cm 2 / V / sec), the mobility of both electrons and holes is slow, and the difference in mobility between electrons and holes is large, so that the time to reach the maximum value of the voltage signal 33B is prominent. Become.
[0023]
The inventors have newly found that the above phenomenon occurring in the semiconductor detector causes the following loss for the nuclear medicine imaging apparatus. That is, for example, when detecting a pair of γ-rays emitted simultaneously in a PET apparatus and determining that the pair of γ-rays are incident at the same time, a time width called a coincidence time window is set in advance. It is determined that the two detection events obtained within are simultaneous. This time width is preferably as small as possible. Because if the time width is large, there is an opportunity not only to detect a pair of gamma rays within the time width (true coincidence), but also to detect gamma rays that have occurred in other parts of the body (incident coincidence) This is because it increases. The coincidence coincidence is a false phenomenon and causes noise on the image (tomographic image) of the subject.
[0024]
On the other hand, in the case of a scintillator detector, since the light emission phenomenon is used, the rising of the signal hardly changes no matter where the incident γ rays are absorbed in the detection element. The time difference between the line absorption time) and the time when the signal is detected by the subsequent timing detection device (detection time) hardly changes with respect to the absorbed position, and the signal rises quickly. Therefore, the scintillator detector is excellent in the simultaneous detection performance, the half width indicating the so-called coincidence resolution is short, about 10 [ns], and the time width can be set to approximately the same.
[0025]
However, in a semiconductor detector such as CdTe, the rise of the signal changes depending on the absorption position as described above, so that the variation in the γ-ray absorption time and the detection time becomes large. For this reason, it is necessary to increase the half-value width to about 20 [ns], and the time width called a coincidence time window must be set to be similarly large. Therefore, in order to improve the image quality of the image (tomographic image) of the subject when using a semiconductor detector, a coincidence resolution that is not inferior to that of a scintillator detector even when using a semiconductor detector is guaranteed. There is a need.
[0026]
The inventors have made the present invention in order to solve the newly discovered problem, that is, to reduce noise in an image. Specific embodiments of the present invention obtained through various studies in order to solve the new problem will be described below.
[0027]
(First embodiment)
Next, a nuclear medicine imaging apparatus, specifically a PET apparatus, according to the first embodiment of the present invention will be described in detail with reference to FIGS. In the present embodiment, the same elements are denoted by lowercase letters after the numbers, and duplicate descriptions are omitted.
[0028]
First, characteristics indicating the relationship between the rise time ΔT and the detection time difference Δτ used in the time correction data generation device 17 and the position correction data generation device 18 (FIG. 5) of the PET apparatus of the present embodiment, and the rise time ΔT and absorption. A test apparatus A that obtains a characteristic indicating a relationship with the position Δx (N ′) will be described with reference to FIG. The test apparatus A includes semiconductor detectors 1a and 1b, a negative high-voltage power supply 5, preamplifiers 6a and 6b that amplify charges induced by the semiconductor detectors 1a and 1b, and outputs of the preamplifiers 6a and 6b. High-speed amplifiers 7a and 7b that shape and amplify the waveform at high speed, time pick-off devices 8a and 8b that detect timing of output signals from the high-speed amplifiers 7a and 7b, and output signals from the time pick-off device 8a are delayed by a predetermined time. The delay device 9, the time wave height converter 10 that outputs a pulse having a pulse height proportional to the time difference between the timing pulses output from the two time pick-off devices 8a and 8b, and the wave height that is proportional to the rise time of the output waveform of the high-speed amplifier 7a And a rise time analyzer 11 that outputs a pulse of The semiconductor detectors 1a and 1b include two semiconductor detection elements 2a and 2b of about 5 mm square, anodes 3a and 3b that are voltage application electrodes (anodes), and cathodes 4a and 4b that are cathodes. .
[0029]
Between the two semiconductor detectors 1a and 1b 22 A standard source 12 of a positron emitting nuclide such as Na and a lead collimator 13 having a hole diameter of about 100 μm are installed. First, the cathodes 4 a and 4 b of the semiconductor detectors 1 a and 1 b are arranged on the exit side of the collimator 13. Accordingly, the pair of γ rays 29 and 29 generated by the annihilation of the positrons emitted from the standard radiation source 12 enter the vicinity of the cathodes 4a and 4b of the semiconductor detectors 1a and 1b. Each charge induced by the absorption of γ rays in the semiconductor detection elements 2a and 2b is generated in the form of a waveform 36A as shown in FIG. The preamplifiers 6a and 6b to which the charges are input output a voltage signal having a waveform 37A. The high-speed amplifiers 7a and 7b to which this voltage signal is input output a voltage signal having a waveform 38A having a rising waveform 37A. The output signal of the high speed amplifier 7a is input to the time pick-off device 8a and the rise time analyzer 11. The output signal of the high speed amplifier 7b is input to the time pick-off device 8b. The time pick-off devices 8a and 8b output timing pulses by, for example, a constant fraction method. The time wave height converter 10 outputs a pulse having a wave height proportional to the detection time difference (time correction value) Δτ of both timing pulses.
[0030]
On the other hand, the rise time analyzer 11 outputs a pulse having a wave height proportional to the rise time ΔT that has elapsed from 10% to 90% of the input signal wave height, for example. In the current state (the state shown in FIG. 1), since the pair of γ rays 29 and 29 are absorbed in the vicinity of the cathodes 4a and 4b, as described above, the hole components generated inside the semiconductor detection elements 2a and 2b Voltage signals due to electronic components also rise at a high speed (see ΔT in FIG. 11A), and the time difference between the timing detections is small. That is, both the detection time difference Δτ and the rise time ΔT are small.
[0031]
Here, when one semiconductor detector 1a is moved and measured in the direction of arrow a in FIG. 1, the absorption position in the semiconductor detection element 2a is separated from the cathode 4a, so that the voltage signal generated in the semiconductor detector 1a. Rises slowly. Therefore, as shown in FIG. 4, the waveform of the induced charge output from the semiconductor detector 1a is 36B, the waveform of the voltage signal output from the preamplifier 6a is 37B, and the voltage signal output from the high speed amplifier 7a. The waveform is like 38B. Along with this, the detection time difference Δτ and the rise time ΔT increase. Thus, by moving the semiconductor detector 1a in the direction of the arrow a (FIG. 1) with respect to the collimator 13, the correlation between the rise time ΔT and the detection time difference Δτ as shown in FIG. A correlation with the movement amount Δx (hereinafter referred to as absorption position Δx) of the semiconductor detector 1a can be obtained.
[0032]
Accordingly, the rise time ΔT input based on the characteristics shown in FIG. 2 is converted into a detection time difference (time correction value) Δτ, and the obtained detection time difference Δτ is output, and FIG. Each of the position correction data generation devices that convert the rising time ΔT input based on the characteristics shown into the absorption position Δx and output the absorption position Δx (in the following embodiments, expressed as absorption position N ′ as position information), respectively. Can be created. As can be seen from FIGS. 2 and 3, the ΔT-Δτ characteristic and the ΔT-Δx (N ′) characteristic have distributions that vary, and it is difficult to convert them one-on-one. . Therefore, for example, the rise time ΔT is divided into three time sections with ΔT1 and ΔT2 as boundaries, and the time correction data generation apparatus corresponds to those time sections to Δτ1, Δτ2, Δτ3, and the position correction data generation apparatus May be converted into ΔN 1 ′, ΔN 2 ′, and ΔN 3 ′ in correspondence with the time intervals. Alternatively, a first relational expression between the rise time ΔT and the detection time difference Δτ and a second relational expression between the rise time ΔT and the absorption position N ′ are set for each of the three sections, and the time correction data generation apparatus The position correction data generation device may calculate the absorption position N ′ corresponding to the rise time ΔT using the second relational expression, using the first relational expression, and the detection time difference Δτ corresponding to the rise time ΔT.
[0033]
Next, FIG. 5 shows a PET apparatus (a kind of nuclear medicine imaging apparatus) according to the present embodiment using the ΔT-Δτ characteristic shown in FIG. 2 and the ΔT-Δx (N ′) characteristic shown in FIG. I will explain. First, subject (examinee) H 18 A drug labeled with a positron emitting nuclide such as F is administered, and the system waits until the drug diffuses in the subject H and is ready for imaging. As a result, the drug accumulates in the affected area of the cancer in the subject. As shown in FIG. 5, the PET apparatus P has a configuration in which semiconductor detectors 1a, 1b... 1n made of, for example, CdTe are arranged in a ring shape. The bed B on which the subject H that is ready for imaging lies is inserted into the PET apparatus P. In this state, a large number of semiconductor detectors surround the subject H. These semiconductor detectors respectively detect a pair of γ rays emitted from the subject H in the opposite direction (180 ± 0.6 °) due to the drug. In this way, PET imaging is performed. The PET device P further includes a γ-ray detection signal processing device 41, a simultaneous coefficient device 26, and an image reconstruction device (image creation device) 28. A large number of semiconductor detectors installed in the PET apparatus P are divided into a plurality of groups in the circumferential direction of the PET apparatus P. The γ-ray detection signal processing device 41 is provided for each group.
[0034]
Hereinafter, one γ-ray detection signal processing device 41 will be described with reference to FIG. A voltage is applied from the high-voltage power supply 5 to the cathodes 4a, 4b,. When γ rays emitted from the subject H are incident on the semiconductor detection elements (semiconductor detection units) 2a, 2b,... 2n of each semiconductor detector 1, if the γ rays are absorbed by the semiconductor detection element 2, the absorption is performed. ... 3n and cathodes 4a, 4b... 4n are induced in amounts corresponding to the energy of the γ-rays generated. Each induced charge is output as a γ-ray detection signal to the preamplifiers 6a, 6b... 6n individually connected to the anodes 3a, 3b... 3n, and is amplified by the corresponding preamplifiers.
[0035]
Each of the low-speed amplifiers (proportional amplifiers) 14a, 14b,... 14n individually connected to the preamplifiers 6a, 6b... 6n corresponds to the preamplifiers 6a, 6b. The output from the preamplifier is input, and the voltage waveform 39A (or voltage waveform 39B) shown in FIG. 4 having a sufficient wave height corresponding to the above-described induced charge amount is output. The wave height of this voltage waveform reflects the γ-ray energy value. Each of the pulse height holding devices 15a, 15b,... 15n individually connected to the low-speed amplifiers 14a, 14b,... 14n receives the voltage waveform 39A (or voltage waveform 39B) from the corresponding low-speed amplifier, A pulse signal having a peak value of the voltage waveform is output to the pulse height discriminating devices 23a, 23b,... 23n of the signal processing device 20.
[0036]
On the other hand, the high-speed amplifiers 7a, 7b,... 7n individually connected to the preamplifiers 6a, 6b. The rising edge of the signal output from the amplifier is amplified at high speed, and a voltage signal having a waveform 38A (or waveform 38B) shown in FIG. 4 is output.
[0037]
The time pick-off devices (time detection devices) 8a, 8b,... 8n that input voltage signals from the corresponding high-speed amplifiers among the high-speed amplifiers 7a, 7b,. A timing pulse is output to the connected time discriminating device among the devices (time giving devices) 22a, 22b,... 22n according to the reception timing of the voltage signal. The time pick-off device and the time discriminating device constitute a time determining device. The voltage signals of the high-speed amplifiers 7a, 7b,... 7n are also input to the rise time analyzer (rise time generator) 11 of the correction data generator 16. The rise time analyzer 11 measures the rise time ΔT of each voltage signal based on each voltage signal from the high speed amplifiers 7a, 7b,... 7n, and the time correction data generation device 17 and the position correction data generation device. 18 is output. The correction data generation device 16 includes a rise time analyzer 11, a time correction data generation device 17 for obtaining a detection time difference Δτ based on the rise time ΔT output from the rise time analyzer 11, and an absorption position based on the rise time ΔT. A position correction data generation device 18 for obtaining N ′ is provided.
[0038]
The time correction data generation device 17 uses the time data characteristics (for example, a relational expression between the rising time ΔT and the detection time difference Δτ) obtained based on FIG. 2 to each of the high speed amplifiers 7a, 7b,. A detection time difference Δτ, which is a time correction value, is obtained for each rise time ΔT of the voltage signal, and is output to the correction arithmetic unit 25 of the signal processing device 20. These detection time differences Δτ are for γ-ray detection signals output from the semiconductor detectors 1a, 1b,. The position correction data generation device 18 uses the position data characteristic (for example, the relational expression between the rise time ΔT and the absorption position N ′) obtained based on FIG. 3 to detect the semiconductor detector for each of the rise times ΔT. The absorption positions N ′ of 1a, 1b... 1n are respectively obtained and output to the correction arithmetic unit 25 of the signal processing device 20.
[0039]
The signal processing device 20 performs the following processing. Each of the pulse height discriminating devices 23a, 23b,... 23n discriminates a pulse signal having a crest value equal to or greater than a threshold value and outputs the pulse signal to the corresponding time discriminating device among the time discriminating devices 22a, 22b,. A clock signal that is a timing pulse from the high-speed clock device 19 is input to each of the time discriminating devices 22a, 22b,. Each time discriminating device converts a pulse signal having a peak value into a digital signal having time information of time τ corresponding to the clock signal when the timing pulse is input from the corresponding time pick-off device, and converts the digital signal into the corresponding signal. Output to the address discriminating device 24. The time discriminating devices 22a, 22b,... 22n and the address discriminating device 24 are included in the time / address judging device 21.
[0040]
The address discriminating device 24 is substantially connected to the time discriminating device that outputs the digital signal when the digital signal to which the time information of the time τ is given from each of the time discriminating devices 22a, 22b,. The address information N of the detected semiconductor detector is given to the digital signal. The address discriminating device 24 outputs the digital signal to which the time information τ and the address information N are added to the correction arithmetic device 25. The address information is given for each semiconductor detector provided in the PET apparatus P. In the correction arithmetic unit 25, time correction information (τ−Δτ) in which the time τ is corrected by the detection time difference (time correction value) Δτ is generated, and the absorption position N in the semiconductor detector 1 is further added to the address information N. Correction address information (N * N ') to which information' is added is generated. The correction arithmetic device 25 outputs a digital signal to which the time correction information (τ−Δτ) and the correction address information (N * N ′) are given to the coincidence counting device 26.
[0041]
In this embodiment, a preamplifier, a high-speed amplifier, a time pick-off device, a low-speed amplifier, a wave height holding device, a time discriminating device, and a wave height discriminating device are provided for each semiconductor detector. For this reason, the γ-ray detection signal, which is the output of one semiconductor detector, may change in signal form on the way, but is substantially input to these devices.
[0042]
In the present embodiment, the time correction device including the configuration for correcting the time τ in the time correction data generation device 17 and the correction calculation device 25 with the detected time difference Δτ, the position correction data generation device 18, and the correction calculation device. It can be said that a position correction device including a configuration for adding information on the absorption position N ′ in the semiconductor detector 1 to the address information N in 25 is provided. The corrected address information (N * N ′) includes the address information N (address of the semiconductor detector) of the corresponding semiconductor detector and the position N ′ where the gamma ray is absorbed in the semiconductor detector. The absorbed position is shown with high accuracy. Adding the information on the absorption position N ′ to the address information N corresponds to correction of the address information N.
[0043]
The configurations of the semiconductor detector 1 and the γ-ray detection signal processing device 41 shown in FIG. 6 are a part of those provided in the PET apparatus P. A large number of semiconductor detectors provided in the PET apparatus P are divided into a plurality of groups with the semiconductor detectors 1a, 1b... 1n as one unit. As shown in FIG. 5, these semiconductor detectors output γ-ray detection signals to γ-ray detection signal processing devices 41 that are different for each group. Each digital signal to which time correction information and correction address information are output, which is output from those γ-ray detection signal processing devices 41, is input to the coincidence counting device 26.
[0044]
The coincidence counter 26 performs coincidence using the digital signal output from the correction arithmetic unit 25 of each signal processor 20. That is, among the time correction information (τ−Δτ) given to these digital signals, two digital signals that fall within the time of the coincidence time window w [ns] are selected, and those digital signals are obtained by coincidence counting. Two digital signals are counted as one signal. The coincidence coefficient device 26 simultaneously counts each information of a combination of correction address information of two selected signals (a pair of correction address information) and a count value (number of occurrences of γ ray pairs) of the simultaneously counted signals. It memorize | stores in the memory (not shown) of the apparatus 26. FIG.
[0045]
The image reconstruction device 28 stores a plurality of pairs of correction address information and count values in the memory in the storage device 27. The pair of correction address information corresponds to the flight direction data of each of the pair of γ rays 29. The image reconstruction device 28 obtains the γ-ray generation density in each voxel by a known filter back projection method using a plurality of pairs of correction address information and count values. The image reconstruction device 28 creates a tomographic image at a radionuclide accumulation position, that is, a tumor position, based on the generation density of these γ-ray pairs. Information on this tomographic image is stored in the storage device 27. The tomographic image information is displayed on a display device (not shown).
[0046]
Note that the count value obtained by counting the two selected digital signals as one signal is information obtained based on a pair of γ-ray detection signals corresponding to the two selected digital signals.
[0047]
As described above, according to the present embodiment, the time correction value (detection time difference) Δτ obtained by the correction data generation device 16 can be obtained. The time close to the moment when is absorbed by the semiconductor detection element 2 can be determined as coincidence counting as time correction information (τ−Δτ). That is, since the time correction value Δτ is used, the coincidence time window w [ns] can be set short, and the coincidence coincidence is reduced. For this reason, it is possible to obtain a tomographic image with less noise than conventional PET apparatuses.
[0048]
In the present embodiment, for example, since the rise time ΔT is divided into three with ΔT1 and ΔT2 as a boundary, the coincidence resolution is the subsequent apparatus system (correction data generation device 16, signal processing device 20, coincidence counting device). 26, etc.) can be reduced to about half from the conventional 20 [ns], and performance comparable to about 10 [ns] of the scintillator can be exhibited. For this reason, the accuracy of the obtained tomographic image is further improved. Therefore, the width of the coincidence counting time window w can be set to the same level as that of the scintillator, and a highly accurate time resolution can be obtained.
[0049]
The address information is added to the address N of each semiconductor detector 1 and the gamma ray absorption position N ′ inside the address information is added, so that the position where the gamma ray is absorbed can be determined with higher accuracy. In other words, without changing the number of semiconductor detectors 1 and their associated devices, it is possible to effectively determine in which of the three regions the gamma rays are absorbed in the semiconductor detector in terms of measurement. This is equivalent to a case where the size of one semiconductor detector is reduced to one third and the number of semiconductor detectors is increased three times. In this embodiment, the spatial resolution on the image can be greatly improved as a result. Furthermore, the present embodiment in which one correction data generation device 16 is provided can simplify the configuration of the γ-ray detection signal processing device 41. The correction data generation device 16 may be installed for each radiation detector and connected to the corresponding high-speed amplifier.
[0050]
As described above, according to the present embodiment, the rise time of the voltage signal of γ-ray absorption absorbed by the subject is measured using the easily created rise time analyzer, and the time correction value and the absorption position information are added. By doing so, the coincidence resolution and the spatial resolution can be improved. As a result, significant noise reduction in image quality and improvement in spatial resolution can be realized.
[0051]
(Second Embodiment)
A second embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. A PET apparatus P1 which is a nuclear medicine imaging apparatus according to the present embodiment has a configuration in which the γ-ray detection signal processing apparatus 41 of the PET apparatus P is replaced with a γ-ray detection signal processing apparatus 51. In the present embodiment, the same components as those in the first embodiment are denoted by the same reference numerals, and the description thereof is omitted. The γ-ray detection signal processing device 51 includes a detection time correction device 35 instead of the correction data generation device 16. The detection time correction device 35 includes a time pick-off device 8, a rise time analyzer 11, a time correction data generation device 17, a delay device 52, and a pulse output timing adjustment device (hereinafter referred to as a timing adjustment device) 53, and a semiconductor detector. Provided for each. Each detection time correction device 35 is connected to a corresponding high-speed amplifier among the high-speed amplifiers 7a, 7b,. The position correction data generation device 18 inputs the rise time ΔT from the rise time analyzer 11 of the plurality of correction data generation devices 16A, calculates the absorption position N ′ in the semiconductor detection element 2, and signals the absorption position N ′. The data is output to the correction arithmetic unit 25 of the processing device 20.
[0052]
The voltage signals output from the high-speed amplifiers 7a, 7b,... 7n are respectively input to the time pick-off device 8 and the rise time analyzer 11 of the corresponding detection time correction device 35. The time pick-off device 8 outputs a timing pulse as described above. The timing pulse is delayed by a set time τd (hereinafter referred to as delay time τd) by the delay device 52 and then input to the timing adjustment device 53. The delay device 52 and the timing adjustment device 53 constitute a time adjustment device. The set time τd is set to the same value in all the delay devices 52. On the other hand, the rise time analyzer 11 measures the rise time ΔT of the voltage signal input from the corresponding high-speed amplifier and outputs it to the time correction data generation device 17 and the position correction data generation device 18.
[0053]
The time correction data generation device 17 outputs the obtained detection time difference Δτ to the timing adjustment device 53. The timing adjustment device 53 further delays the timing pulse delayed by the set time τd by (τs−Δτ) and outputs it to the time discriminating device 22. Here, τs is a value that ensures that τs> Δτ with respect to the assumed Δτ, and is set to a value common to all the timing adjustment devices 53. Further, as can be seen from the above, the delay time τd is a waiting time for processing from the measurement of the rising time ΔT by the rising analyzer 11 until the timing adjustment device 53 obtains (τs−Δτ). What is necessary is just to set to the time which can be performed. As a result, the time output from the timing adjustment device 53 of each correction data generation device 16A to the corresponding time determination device among the time determination devices 22a, 22b,... 22n is (τ + τd + τs−Δτ). This time is the time when the time correction information (τ−Δτ) in the first embodiment is delayed by a value (τd + τs) common to all the correction data generation devices 16A. Therefore, the time discriminators 22a, 22b,... 22n substantially acquire the time correction information (τ−Δτ) as in the first embodiment.
[0054]
On the other hand, the position correction data generation device 18 calculates the absorption position N ′ in the semiconductor detection element 2 from the position data characteristics obtained based on the characteristic diagram of FIG. As a result, as in the first embodiment, a digital signal to which time correction information (τ−Δτ) and correction address information (N * N ′) are added is output to the coincidence counting device 21.
[0055]
In the present embodiment, the effects produced in the first embodiment can be obtained except for the simplification of the configuration of the γ-ray detection signal processing device 41. Furthermore, in the present embodiment, the time at which the timing pulse received by the timing adjustment device 53 is output to the time determination device 22 is adjusted in advance in the correction data generation device 16. This eliminates the need for time correction and simplifies the logic design inside the signal processing device 20.
[0056]
(Third embodiment)
Next, a third embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. FIG. 8 is a block diagram showing a configuration of a gamma camera which is a kind of nuclear medicine imaging apparatus according to the third embodiment. In this embodiment, time information such as a time correction value is not particularly required, and thus no time correction data generation device is installed. However, a position correction data generation device is provided. In the present embodiment, the same components as those in the first embodiment are denoted by the same reference numerals, and the description thereof is omitted.
[0057]
A lead collimator 13 is installed closer to the subject H than the semiconductor detector 1. The collimator 13 forms a plurality of γ-ray passages 61 that are openings. The width of the semiconductor detector 1 is about 5 mm, and three γ-ray passages 61 are opposed to one semiconductor detector 1. From which opening 61 the γ-ray 29 enters the semiconductor detector 1, the rise time ΔT is measured by the rise time analyzer 11 that constitutes the subsequent position specifying device 62, and the position correction data generating device 18 is used as a basis. Further, it can be identified by obtaining the absorption position N ′ in the semiconductor detection element 2. For this reason, the position correction data generation device 18 has a rise time ΔT so that three absorption positions N ′ are determined at equal intervals corresponding to the arrangement of the three γ-ray paths facing one semiconductor detector 1. The interval between the sections is preset (see FIG. 3).
[0058]
The operation of the gamma camera in this embodiment will be described.
First, a single-photon emission nuclide (for example, 99m A radiopharmaceutical containing Tc etc. is administered. This radiopharmaceutical is diffused in the subject H and waits until imaging becomes possible. The bed on which the subject H lies is moved to bring the subject H close to a gamma camera using the CdTe semiconductor detector 1 arranged in a plane. The high voltage power supply 5 is applied to the semiconductor detector 1 and the detection of the γ rays 29 is started. The γ rays 29 emitted from the subject H enter the semiconductor detection element 2 through the γ ray passage 61. When the γ-ray 29 is absorbed in the semiconductor detection element 2, an amount of charge (γ-ray detection signal) corresponding to the energy is induced. This charge is amplified by the preamplifier 6. The output signal from the preamplifier 6 is input to the low speed amplifier 14 and the high speed amplifier 7. The output signal amplified by the low-speed amplifier 14 is input to the wave height holding device 15, and a wave height pulse that is the output of the wave height holding device 15 is output to the wave height discriminating device 23 of the signal processing device 20. The output signal amplified by the high speed amplifier 7 is input to the rise time analyzer 11 of the position specifying device 26.
[0059]
The rise time analyzer 11 measures the rise time ΔT as in the first embodiment. The position correction data generation device 18 obtains absorption position information N ′ corresponding to the measured rise time ΔT, and outputs this absorption position information N ′ to the correction arithmetic device 25 of the signal processing device 20.
[0060]
The pulse height discriminating device 23 discriminates pulse height pulses having a peak value equal to or higher than a threshold value among the pulse height pulses output from the pulse height holding device 15. The address discriminating device 24 receives the pulse height pulse output from each wave height discriminating device 23 and discriminates the address N of the corresponding semiconductor detector 1. The address discriminating device 24 converts the input pulse height pulse into a digital signal to which the address N information is added, and outputs this digital signal. Then, the correction arithmetic unit 25 outputs a digital signal to which a correction address information (N * N ′) obtained by adding the information of the absorption position N ′ to the address N is added to a counting device (not shown). The counting device stores each count value obtained by counting each digital signal from the plurality of signal processing devices 20, that is, the correction arithmetic devices 25, and the corresponding correction address information in a memory (not shown) of the counting device. Remember. The image reconstruction device 28 generates a planar image for the subject H using the correction address information and the count value stored in the memory and the above-described filter back projection method. This image is displayed on a display device (not shown).
[0061]
As described above, according to the present embodiment, the collimator having the γ-ray passage 61 smaller than the width of the semiconductor detector 1 (the length in the patient's body axis direction) is obtained by obtaining the absorption position N ′ by the position specifying device 62. Even if 13 is disposed, it is possible to identify from which γ-ray passage 61 the γ-ray 29 is incident on one semiconductor detector 1, and as a result, the spatial resolution can be greatly improved. In addition, the gamma camera can be made compact without increasing the number of semiconductor detectors 1 and the number of devices associated therewith only by including the position specifying device 62 that can be easily created.
[0062]
This gamma camera can also be used as a SPECT device by rotating one or more planar semiconductor detectors around the subject.
[0063]
(Fourth embodiment)
A fourth embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. FIG. 9 is a block diagram showing a configuration of a gamma camera which is a kind of medical imaging apparatus according to the fourth embodiment. Also in the present embodiment, a time correction data generation device is not installed as in the third embodiment. In the present embodiment, the same components as those in the first embodiment are denoted by the same reference numerals, and the description thereof is omitted.
[0064]
Also in this embodiment, a lead collimator 13 is installed closer to the subject H than the semiconductor detector 1. One γ-ray passage 61 formed in the collimator 13 is opposed to one semiconductor detector 1 having a width of about 5 mm. The collimator 13 is inserted between the semiconductor detectors 1, and the width of the γ-ray passage 61 is equal to the width of the semiconductor detector 1. The anode 3 of the semiconductor detector 1 faces the γ-ray passage 61. The cathode 4 is provided in the semiconductor detection element 2 so as to be parallel to the anode 3. Due to the geometric shapes of the semiconductor detector 1 and the collimator 13, γ rays can be incident on the semiconductor detector 1 from a viewing angle represented by α.
[0065]
However, when the absorption region inside the semiconductor detection element 2 is divided into three absorption regions 71A, 71B, 71C and only the absorption region 71C farthest from the subject is selected, this effectively increases the height of the collimator 13. This means that the viewing angle of γ rays incident on the absorption region 71C is as small as β.
[0066]
In the case of imaging with the former large viewing angle α, the spatial resolution of the image obtained by the image reconstruction device 27 is rough, but the γ-ray count rate is high and inspection can be performed in a short time. This is called a normal inspection mode (short time simple mode). On the other hand, since only the event absorbed in the absorption region 71C is selected at the latter small viewing angle β, an image with a low count rate and a long inspection time but excellent spatial resolution can be obtained. This is called a high resolution inspection mode. In the present embodiment, the examination mode can be changed according to the demand of the examiner who is the subject H. For example, even if the resolution is low, it is used in the normal inspection mode when a short inspection is required, and in the high resolution inspection mode when a higher resolution inspection is required.
[0067]
The setting of the inspection mode, that is, the normal inspection mode and the high resolution inspection mode can be selected in advance by the inspector on the input screen of the controller 72 or the like. In response to the operation setting signal, the controller 72 determines the address of the corresponding semiconductor detector when the gamma ray is incident on one semiconductor detector regardless of which of the three absorption regions is absorbed in the normal inspection mode. In order to output a digital signal with N information added, in the high-resolution inspection mode, an address discrimination is performed so that a digital signal with address N information is output only when a permission signal from the position specifying device 18 is input. The device 24 is set up. When the normal inspection mode is selected, it is only necessary to identify the address N of the semiconductor detector 1, so that it is not necessary to activate the position specifying device 73. In the normal inspection mode, the controller 72 transmits a stop command to the position specifying device 73 and prevents the output of the permission signal from the position specifying device 73. In the normal inspection mode, as in the third embodiment, the counting device (not shown) counts the digital signal output from the address discriminating device 24 with the address N information added, and the counted value and address. N is stored in a memory (not shown) of the counting device. The image reconstruction device 28 performs reconstruction processing in the same manner as in the third embodiment using the address N and the count value input to the memory, and generates a planar image of the radionuclide accumulation position. This image is displayed on a display device (not shown).
[0068]
On the other hand, the controller 72 transmits a start command when starting the high-resolution inspection mode and a stop command when ending the high-definition inspection mode to the position specifying device 73, respectively. The position specifying device 73 outputs a permission signal to the address discriminating device 24 when the gamma ray is absorbed in the absorption region 27C while inputting the start command and inputting the stop command. That is, the position specifying device 73 transmits a permission signal to the address determination device 24 when the rise time ΔT calculated by the rise time analyzer 11 is a value corresponding to the absorption region 27C. Even when the start command is input and the stop command is input, if the gamma rays are absorbed by the absorption regions 27A and 27B, the position specifying device 73 does not output a permission signal. Only when receiving the permission signal, the address discriminating device 24 outputs a digital signal to which the information of the address N is added to the counting device. Even in the high-resolution examination mode, the image reconstruction device 27 generates the planar image information of the subject H as described above.
[0069]
Further, the controller 72 always activates the position specifying device 73 as another mode so as to output the absorption position N ′ to the address discriminating device 24. Then, the address discrimination device 24 outputs the corrected address information (N * N ′) to the image reconstruction device 27. The image reconstructing device 28 can obtain images having different resolutions by selecting the correction address information (N * N ′).
[0070]
According to the present embodiment, the inspector can select the desired inspection time and spatial resolution and perform the inspection without replacing the heavy collimator 13. In the present embodiment, similarly to the third embodiment, one or more planar semiconductor detectors can be used as a SPECT apparatus by rotating around a subject.
[0071]
In each of the above embodiments, the detection time difference (time correction value) and the absorption position have been described as being divided into three, but the number is not limited to three. If the number of divisions is plural, it is sufficiently effective, and if the number is increased, the time resolution and the spatial resolution can be further improved. In each of the above-described embodiments, the semiconductor detector is described as being configured using cadmium telluride (CdTe). However, for example, cadmium zinc telluride (CdZnTe), gallium arsenide (GaAs), instead of CdTe, You may comprise a semiconductor detector using compound semiconductors, such as thallium bromide (TlBr).
[0072]
In the first embodiment, the time correction value has been described as being obtained from the characteristic diagram of FIG. 2, but the present invention is not limited to this, and the time correction value is determined by the γ-ray source to be imaged. It can be arbitrarily set according to the imaging parameters such as the type, the part to be imaged, and the imaging time.
[0073]
【The invention's effect】
According to the present invention, spatial resolution can be improved and an image with reduced noise can be obtained.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a configuration diagram showing a test apparatus for creating time data and position data according to a first embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a characteristic diagram showing time data according to the first embodiment.
FIG. 3 is a characteristic diagram showing position data according to the first embodiment.
FIG. 4 is a characteristic diagram showing output waveforms in main device elements according to the first embodiment.
FIG. 5 is an overall configuration diagram showing a PET apparatus which is a kind of nuclear medicine imaging apparatus according to the first embodiment.
FIG. 6 is a block diagram showing a γ-ray detection signal processing unit of the PET apparatus according to the first embodiment.
FIG. 7 is a block diagram showing a γ-ray detection signal processing unit of a PET apparatus according to a second embodiment of the present invention.
FIG. 8 is a block diagram showing a configuration of a gamma camera which is a kind of nuclear medicine imaging apparatus according to a third embodiment of the present invention.
FIG. 9 is a block diagram showing a configuration of a gamma camera which is a kind of nuclear medicine imaging apparatus according to a fourth embodiment of the present invention.
FIG. 10 is an explanatory diagram showing a phenomenon that occurs internally when γ rays are incident on a semiconductor detector.
FIG. 11 is a characteristic diagram showing the time lapse of the output voltage signal at the γ-ray absorption position, where (a) shows the time lapse of the output voltage signal at the γ-ray absorption position near the cathode, and (b) shows the time near the anode. It is a figure which shows the time passage of the output voltage signal in a gamma ray absorption position.
[Explanation of symbols]
1, 1a, 1b, 1n Semiconductor detector
2, 2a, 2b, 2n Semiconductor detection element
3, 3a, 3b, 3n anode
4, 4a, 4b, 4n cathode
6, 6a, 6b, 6n Preamplifier
7, 7a, 7b, 7n high-speed amplifier
8, 8a, 8b, 8n Time pick-off device
9 Delay device
10 Time wave height converter
11 Rise time analyzer
12 Standard source
13 Collimator
14, 14a, 14b, 14n Low speed amplifier
15, 15a, 15b, 15c Wave height holding device
16 Correction data generator
17 Time correction data generation device
18 Position correction data generation device
19 High-speed clock device
20 Signal processor
26 Simultaneous counting device
27 Storage device
28 Image reconstruction device
62,73 Positioning device
29 gamma rays
P PET equipment

Claims (16)

γ線が入射される半導体検出部を含む複数の放射線検出器を備えた核医学撮像装置において、前記半導体検出部による前記γ線の吸収によって前記放射線検出器から出力されるγ線検出信号の受信タイミングに対応して得られた第１吸収時刻情報を、前記γ線検出信号の立ち上がり時間を用いて得られた時刻補正情報により補正して第２吸収時刻情報を生成し、前記第２吸収時刻情報により選択された複数対のγ線検出信号を基に得られた情報により画像を生成することを特徴とする核医学撮像装置。In a nuclear medicine imaging apparatus including a plurality of radiation detectors including a semiconductor detection unit on which γ rays are incident, receiving a γ-ray detection signal output from the radiation detector by absorption of the γ rays by the semiconductor detection unit The second absorption time information is generated by correcting the first absorption time information obtained corresponding to the timing with the time correction information obtained using the rising time of the γ-ray detection signal, and the second absorption time information is generated. A nuclear medicine imaging apparatus, wherein an image is generated based on information obtained based on a plurality of pairs of γ-ray detection signals selected by information. γ線が入射される半導体検出部を含む複数の放射線検出器と、
前記放射線検出器から出力されるγ線検出信号を用いて前記半導体検出部に前記γ線が吸収された第１吸収時刻を決定し、その第１吸収時刻情報を出力する時刻決定装置と、
前記γ線検出信号の立ち上がり時間情報を求める立ち上り時間発生装置と、
前記立ち上り時間情報を基に得た時刻補正情報により前記第１吸収時刻情報を補正して、第２吸収時刻情報を生成する時刻補正装置と、
前記第２吸収時刻情報を用いて設定時間内に前記γ線を検出した一対の前記放射線検出器を選定し、選定されたそれらの放射線検出器のそれぞれの位置情報、及び検出された前記γ線の計数情報を出力する計数装置と、
前記位置情報及び前記計数情報を用いて被検体の画像情報を生成する画像生成装置とを備えたことを特徴とする核医学撮像装置。a plurality of radiation detectors including a semiconductor detector on which γ rays are incident;
Determining a first absorption time at which the γ-rays are absorbed by the semiconductor detector using a γ-ray detection signal output from the radiation detector, and outputting a first absorption time information;
A rise time generator for obtaining rise time information of the γ-ray detection signal;
A time correction device that corrects the first absorption time information by time correction information obtained based on the rise time information and generates second absorption time information;
A pair of the radiation detectors that have detected the γ-rays within a set time using the second absorption time information are selected, the positional information of the selected radiation detectors, and the detected γ-rays. A counting device that outputs the counting information of
A nuclear medicine imaging apparatus comprising: an image generation apparatus that generates image information of a subject using the position information and the count information. γ線が入射される半導体検出部を含む複数の放射線検出器と、
前記放射線検出器から出力されるγ線検出信号を用いて前記半導体検出部に前記γ線が吸収された第１吸収時刻を決定し、第１吸収時刻情報を出力する時刻決定装置と、
前記γ線検出信号の立ち上がり時間情報を求める立ち上り時間発生装置と、
前記立ち上り時間情報を基に時刻補正情報を生成する時刻補正情報生成装置と、
前記時刻補正情報により前記第１吸収時刻情報を補正して、第２吸収時刻情報を生成する補正装置と、
前記第２吸収時刻情報を用いて設定時間内に前記γ線を検出した一対の前記放射線検出器を選定し、選定されたそれらの放射線検出器のそれぞれの位置情報、及び検出された前記γ線の計数情報を出力する計数装置と、
前記位置情報及び前記計数情報を用いて被検体の画像情報を生成する画像生成装置とを備えたことを特徴とする核医学撮像装置。a plurality of radiation detectors including a semiconductor detector on which γ rays are incident;
A time determination device that determines a first absorption time at which the γ-rays are absorbed by the semiconductor detector using a γ-ray detection signal output from the radiation detector, and outputs first absorption time information;
A rise time generator for obtaining rise time information of the γ-ray detection signal;
A time correction information generating device for generating time correction information based on the rise time information;
A correction device that corrects the first absorption time information by the time correction information and generates second absorption time information;
A pair of the radiation detectors that have detected the γ-rays within a set time using the second absorption time information are selected, the positional information of the selected radiation detectors, and the detected γ-rays. A counting device that outputs the counting information of
A nuclear medicine imaging apparatus comprising: an image generation apparatus that generates image information of a subject using the position information and the count information. 前記立ち上り時間情報を基に得た前記半導体検出部内における前記γ線の吸収位置情報により前記位置情報を補正して補正位置情報を生成する位置補正装置を備え、
前記計数装置は前記位置情報として前記補正位置情報を出力し、前記画像情報生成装置は前記位置情報として前記補正位置情報を用いて前記画像情報を生成することを特徴とする請求項２に記載の核医学撮像装置。A position correction device that generates correction position information by correcting the position information by the absorption position information of the γ-rays in the semiconductor detection unit obtained based on the rise time information;
3. The counting apparatus according to claim 2, wherein the counting device outputs the corrected position information as the position information, and the image information generation device generates the image information using the corrected position information as the position information. Nuclear medicine imaging device. 前記立ち上り時間情報を基に前記半導体検出部内における前記γ線の吸収位置情報を生成する位置補正情報生成装置を備え、
前記補正装置は前記吸収位置情報により前記位置情報を補正して補正位置情報を生成し、前記計数装置は前記位置情報として前記補正位置情報を出力し、前記画像情報生成装置は前記位置情報として前記補正位置情報を用いて前記画像情報を生成することを特徴とする請求項３に記載の核医学撮像装置。A position correction information generating device for generating absorption position information of the γ-rays in the semiconductor detection unit based on the rise time information;
The correction device corrects the position information based on the absorption position information to generate corrected position information, the counting device outputs the corrected position information as the position information, and the image information generation device uses the position information as the position information. The nuclear medicine imaging apparatus according to claim 3, wherein the image information is generated using corrected position information. 前記立ち上り時間発生装置は、複数の前記半導体検出器から出力されたそれぞれの前記γ線検出信号を入力し、入力した各γ線検出信号に対応する立ち上り時間情報を出力することを特徴とする請求項２ないし請求項５のいずれか１項に記載の核医学撮像装置。The rise time generator receives each of the γ-ray detection signals output from the plurality of semiconductor detectors, and outputs rise time information corresponding to each input γ-ray detection signal. The nuclear medicine imaging apparatus according to any one of claims 2 to 5. 複数の前記半導体検出器ごとに設けられ、前記各半導体検出器から出力されたそれぞれの前記γ線検出信号を入力し、入力した各γ線検出信号に対応する立ち上り時間情報を出力する複数の前記立ち上り時間発生装置と、前記立ち上り時間発生装置ごとに設けられ、前記立ち上り時間情報を基に時刻補正情報を生成する複数の前記時刻補正情報生成装置とを備えたことを特徴とする請求項２ないし請求項５のいずれか１項に記載の核医学撮像装置。Provided for each of the plurality of semiconductor detectors, inputs the respective γ-ray detection signals output from the semiconductor detectors, and outputs a plurality of rise time information corresponding to the input γ-ray detection signals. 3. A rising time generator, and a plurality of time correction information generators that are provided for each of the rising time generators and generate time correction information based on the rising time information. The nuclear medicine imaging apparatus of any one of Claim 5. γ線が入射される半導体検出部を含む複数の放射線検出器と、
前記放射線検出器からのγ線検出信号を入力する検出時刻補正装置とを備え、
前記検出時刻補正装置は、前記γ線検出信号を用いて前記半導体検出部に前記γ線が吸収された第１吸収時刻を検出する時刻検出装置と、前記γ線検出信号の立ち上がり時間情報を求める立ち上り時間発生装置と、前記立ち上り時間情報を基に時刻補正情報を生成する時刻補正情報生成装置と、前記第１吸収時刻情報に対する設定遅延時間を前記時刻補正情報により補正し、補正された設定遅延時間で前記第１吸収時刻情報を出力する時刻調整装置とを有し、
更に、前記時刻調整装置からの前記第１吸収時刻情報を該当する前記γ線検出信号に付与する時刻付与装置と、
前記第１吸収時刻情報を用いて設定時間内に前記γ線を検出した一対の前記放射線検出器を選定し、選定されたそれらの放射線検出器のそれぞれの位置情報、及び検出された前記γ線の計数情報を出力する計数装置と、
前記位置情報及び前記計数情報を用いて被検体の画像情報を生成する画像生成装置とを備えたことを特徴とする核医学撮像装置。a plurality of radiation detectors including a semiconductor detector on which γ rays are incident;
A detection time correction device for inputting a γ-ray detection signal from the radiation detector,
The detection time correction device obtains rise time information of the γ-ray detection signal and a time detection device that detects a first absorption time when the γ-ray is absorbed by the semiconductor detection unit using the γ-ray detection signal. A rise time generator, a time correction information generation device that generates time correction information based on the rise time information, and a set delay time that is corrected by correcting the set delay time for the first absorption time information by the time correction information. A time adjustment device that outputs the first absorption time information in time,
Furthermore, a time providing device that applies the first absorption time information from the time adjustment device to the corresponding γ-ray detection signal;
A pair of the radiation detectors that have detected the γ-rays within a set time using the first absorption time information are selected, the positional information of the selected radiation detectors, and the detected γ-rays. A counting device that outputs the counting information of
A nuclear medicine imaging apparatus comprising: an image generation apparatus that generates image information of a subject using the position information and the count information. 前記検出時刻補正装置は、前記複数の放射線検出器ごとに設けられており、該当する前記放射線検出器からの前記γ線検出信号を入力することを特徴とする請求項８に記載の核医学撮像装置。9. The nuclear medicine imaging according to claim 8, wherein the detection time correction device is provided for each of the plurality of radiation detectors and inputs the γ-ray detection signal from the corresponding radiation detector. apparatus. 前記立ち上り時間情報を基に得た前記半導体検出部内における前記γ線の吸収位置情報により前記位置情報を補正して補正位置情報を生成する位置補正装置を備え、
前記計数装置は前記位置情報として前記補正位置情報を出力し、前記画像情報生成装置は前記位置情報として前記補正位置情報を用いて前記画像情報を生成する請求項８または請求項９に記載の核医学撮像装置。A position correction device that generates correction position information by correcting the position information by the absorption position information of the γ-rays in the semiconductor detection unit obtained based on the rise time information;
The nucleus according to claim 8 or 9, wherein the counting device outputs the corrected position information as the position information, and the image information generation device generates the image information using the corrected position information as the position information. Medical imaging device. γ線が入射される半導体検出部を含む複数の放射線検出器を備え、
前記γ線検出信号の立ち上がり時間を用いて前記半導体検出部における前記γ線の吸収位置を求め、この吸収位置を用いて被検体の画像情報を生成することを特徴とする核医学撮像装置。A plurality of radiation detectors including a semiconductor detection unit on which γ rays are incident,
A nuclear medicine imaging apparatus, wherein an absorption position of the γ-ray in the semiconductor detection unit is obtained using a rise time of the γ-ray detection signal, and image information of the subject is generated using the absorption position. γ線が入射される半導体検出部を含む複数の放射線検出器と、前記放射線検出器から出力されるγ線検出信号の立ち上がり時間情報を求める立ち上り時間発生装置と、前記立ち上り時間情報を基に前記半導体検出部内における前記γ線の吸収位置情報を生成する位置補正情報生成装置と、前記放射線検出器の位置情報を前記吸収位置情報により補正し、補正位置情報を生成する補正装置と、前記補正位置情報を用いて被検体の画像情報を生成する画像生成装置とを備えたことを特徴とする核医学撮像装置。A plurality of radiation detectors including a semiconductor detector to which γ rays are incident, a rise time generator for obtaining rise time information of a γ ray detection signal output from the radiation detector, and the rise time information based on the rise time information A position correction information generating device that generates absorption position information of the γ-rays in a semiconductor detection unit; a correction device that corrects position information of the radiation detector by the absorption position information to generate correction position information; and the correction position. A nuclear medicine imaging apparatus comprising: an image generation apparatus that generates image information of a subject using information. 前記複数の放射線検出器の前記γ線の入射側に配置され、前記γ線をそれぞれの前記放射線検出器に導く複数のγ線通路を形成しているコリメータを設けたことを特徴とする請求項１１または請求項１２に記載の核医学撮像装置。The collimator is provided on the incident side of the γ-rays of the plurality of radiation detectors and forms a plurality of γ-ray passages for guiding the γ-rays to the respective radiation detectors. A nuclear medicine imaging apparatus according to claim 11 or claim 12. 前記コリメータは、１つの前記放射線検出器に対して対向する複数の前記γ線通路を有することを特徴とする請求項１３に記載の核医学撮像装置。The nuclear medicine imaging apparatus according to claim 13, wherein the collimator has a plurality of the γ-ray passages opposed to one radiation detector. 前記半導体検出器は前記半導体検出部の対向する二面にそれぞれ電極を設置しており、前記γ線通路の延長線が前記半導体検出部を挟んで対向している前記両電極の間に位置することを特徴とする請求項１３または請求項１４に記載の核医学撮像装置。The semiconductor detector is provided with electrodes on two opposing surfaces of the semiconductor detector, and an extended line of the γ-ray passage is located between the electrodes facing each other across the semiconductor detector. The nuclear medicine imaging apparatus according to claim 13 or 14, wherein the imaging apparatus is a nuclear medicine imaging apparatus. γ線が入射される半導体検出部を含む複数の放射線検出器と、前記放射線検出器から出力されるγ線検出信号の立ち上がり時間情報を求める立ち上り時間発生装置と、第１モードのときに第１制御信号を出力し、第２モードのときに第２制御信号を出力する制御装置と、前記第１制御信号を入力したとき、前記立ち上り時間情報を基に前記半導体検出部内における前記γ線の吸収位置情報を生成し、この吸収位置情報を出力する位置情報生成装置と、前記位置情報生成装置から前記吸収位置情報が出力されたときにこの吸収位置情報を基に前記放射線検出器の位置情報を補正して補正位置情報を生成し出力し、前記第２制御信号を入力したときに前記補正を行わずに前記位置情報を出力する補正装置と、前記補正位置情報を入力したときには前記補正位置情報を用いて、前記位置情報を入力したときには前記位置情報を用いて、それぞれ被検体の画像情報を生成する画像生成装置とを備えたことを特徴とする核医学撮像装置。a plurality of radiation detectors including a semiconductor detector to which γ rays are incident; a rise time generator for obtaining rise time information of a γ ray detection signal output from the radiation detector; and a first mode in a first mode. A control device that outputs a control signal and outputs a second control signal in the second mode; and when the first control signal is input, absorption of the γ-rays in the semiconductor detector based on the rise time information A position information generation device that generates position information and outputs the absorption position information; and when the absorption position information is output from the position information generation device, the position information of the radiation detector is obtained based on the absorption position information. A correction device that generates and outputs corrected position information after correction and outputs the position information without performing the correction when the second control signal is input, and a front when the corrected position information is input. Using the correction position information, by using the position information upon inputting the position information, nuclear medicine imaging apparatus being characterized in that each and an image generating device for generating image information of a subject.
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