JP2005090979A - Radiation detector for diagnosing nuclear medicine image and image diagnostic device - Google Patents

Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To provide a radiation detector for diagnosing nuclear medicine image improved in position resolution and energy resolution, a device provided with the detector, especially a positron emission tomography (PET) device, and a Compton camera provided with the detector. <P>SOLUTION: By using a radiation detector calculating a position where introduced radiation causes ionization of the detector constituting material and generates carrier as three-dimensional information in the detector, spacial position resolution is drastically improved. For the detector, an HPGe detector is enumerated. The HPGe detector has a characteristic of high energy resolution so that it can distinguish primary photons from scattered photons, and can improve measurement accuracy and sensitivity. It can be used also as the Compton camera. <P>COPYRIGHT: (C)2005,JPO&NCIPI

Description

本発明は、核医学画像診断用放射線検出器、画像診断装置、及び、放射性同位元素（radio isotope; RI）の分布像を作成する方法に関し、特にポジトロン（β⁺）放出型の放射性同位元素（radio isotope; RI）の分布像を得るポジトロン放出断層撮影（PET：Positron Emission Tomography）装置に関する。 The present invention relates to a radiation detector for nuclear medicine imaging, an image diagnostic apparatus, and a method for creating a radio isotope (RI) distribution image, and in particular, a positron (β ⁺ ) -emitting radioisotope ( The present invention relates to a positron emission tomography (PET) apparatus that obtains a distribution image of radio isotope (RI).

同時計測法を用いたPET
PETは、ポジトロン放出型RIを含有する薬剤を患者に投入し、放出されたポジトロンが消滅する際に生じるγ線を検出してRI分布像を得るという原理に基づく。ポジトロンが消滅する際に、決まった511keVのエネルギーのγ線が２本同時に反対方向へ放出される。このγ線は、一般に消滅γ線と呼ばれる。消滅γ線の対が有する一定エネルギー及び反対方向への進行という特徴を利用して、消滅γ線の対を選択的に検出することができる。つまり、２つの異なる検出器で同時に測定される511 keVのγ線の対が、１のポジトロン消滅から生じる消滅γ線の対であるため、このγ線の対のみを画像化に用いることにより、ノイズの混入を防ぎ高感度で定量的な検出を行うことができる（同時計測法）。同時に測定されるγ線の検出位置を結んだ直線上に放射線放出位置があり、各々のγ線の対から作成した直線を重ね合わせ、RI分布像を得ることができる（例えば非特許文献１を参照）。 PET using simultaneous measurement
PET is based on the principle that a drug containing positron-emitting RI is introduced into a patient, and γ rays generated when the emitted positron disappears are detected to obtain an RI distribution image. When the positron disappears, two γ-rays with a fixed energy of 511 keV are simultaneously emitted in the opposite direction. This gamma ray is generally called annihilation gamma ray. A pair of annihilation γ rays can be selectively detected by utilizing the characteristics of the constant energy and the progression in the opposite direction of the pair of annihilation γ rays. In other words, a 511 keV gamma ray pair measured simultaneously with two different detectors is an annihilation gamma ray pair resulting from one positron annihilation, so by using only this gamma ray pair for imaging, It can prevent noise contamination and perform quantitative detection with high sensitivity (simultaneous measurement method). There is a radiation emission position on a straight line connecting the detection positions of γ rays that are simultaneously measured, and a straight line created from each pair of γ rays can be superimposed to obtain an RI distribution image (for example, Non-Patent Document 1). reference).

同時計測法を用いたPETは、癌、心臓疾患、脳疾患といった疾病の診断、各種臓器の機能診断、脳神経系の研究、薬物動態や代謝の研究等に広く使用されている。   PET using the simultaneous measurement method is widely used for diagnosis of diseases such as cancer, heart disease and brain disease, functional diagnosis of various organs, cranial nervous system research, pharmacokinetics and metabolism research.

従来のγ線検出器
従来、PETにおけるγ線の検出には、シンチレータとしての結晶素子（例えばBGO（Bi₄Ge₃O₁₂））と光電子増倍管（photomultiplier tube; PMT）とを含む検出器が使用されてきた。この検出器では、入射したγ線によってシンチレータが蛍光を発し、その蛍光をPMTにより電気信号に変換する。従って、γ線の検出は結晶素子単位で行われる。 Conventional γ-ray detector Conventionally, a detector including a crystal element (for example, BGO (Bi ₄ Ge ₃ O ₁₂ )) as a scintillator and a photomultiplier tube (PMT) is used to detect γ-rays in PET. Has been used. In this detector, the scintillator emits fluorescence by the incident γ rays, and the fluorescence is converted into an electrical signal by the PMT. Accordingly, the detection of γ rays is performed on a crystal element basis.

結晶素子は通常直方体であり、被検体に向けられる面が入射面となる。入射面と垂直に入射するγ線を検出する場合、γ線放出位置は、対向する検出器の入射面を結ぶ角柱の中に存在することになる。従って、放出位置は入射面のサイズの精度で算出され、結晶素子の厚みには依存しない。   The crystal element is usually a rectangular parallelepiped, and the surface directed toward the subject is the incident surface. In the case of detecting γ-rays incident perpendicularly to the incident surface, the γ-ray emission position exists in a rectangular column connecting the incident surfaces of the opposing detectors. Therefore, the emission position is calculated with the accuracy of the size of the incident surface and does not depend on the thickness of the crystal element.

しかし実際には、入射面の法線方向からずれた方向で入射するγ線も多い。この場合のγ線放出位置は、γ線を検出した結晶素子同士を結ぶ角柱の中に存在することになる。この角柱の軸に垂直な断面は、入射面だけでなく結晶の厚みにも依存する。従って、薄い結晶素子を使用することが望ましい。   However, in practice, there are many γ rays that are incident in a direction deviating from the normal direction of the incident surface. In this case, the γ-ray emission position exists in a prism that connects the crystal elements that have detected γ-rays. This cross section perpendicular to the axis of the prism depends not only on the incident surface but also on the thickness of the crystal. Therefore, it is desirable to use a thin crystal element.

被検体収納部の直径が約５０ｃｍである通常のPET装置では、空間分解能が検出器の位置分解能にほぼ等しい。シンチレータ及びPMTを使用する従来の検出器の位置分解能（半値全幅（Full Width at Half Maximum; FWHM） で表される）は約4-5mmであり、RI分布像の分解能も約4-5mmとなる。しかしこの分解能では充分な解像度の画像が得られるとはいえず、さらなる分解能の改善が求められている。   In a normal PET apparatus in which the diameter of the subject container is about 50 cm, the spatial resolution is almost equal to the position resolution of the detector. The position resolution (expressed by Full Width at Half Maximum; FWHM) of the conventional detector using scintillator and PMT is about 4-5mm, and the resolution of the RI distribution image is also about 4-5mm. . However, it cannot be said that an image with sufficient resolution can be obtained with this resolution, and further improvement in resolution is required.

例えば、上記の分解能では癌の位置を精密に決定することが困難な場合があり、早期癌といった微細な病変検出も困難である。脳神経系等での研究においても、局所的な部位の機能を特定する上で、より高い位置分解能が求められている。さらに、測定時間を低減して患者への負担を減らし、RI投与量を削減して患者の被曝量を低減するためには、感度を高めることが望ましい。   For example, with the above resolution, it may be difficult to accurately determine the position of cancer, and it is difficult to detect minute lesions such as early cancer. In studies on the cranial nervous system and the like, higher positional resolution is required to specify the function of a local site. Furthermore, it is desirable to increase sensitivity in order to reduce the measurement time to reduce the burden on the patient and to reduce the RI dose and the patient exposure.

従来の検出器を改良して、検出器の位置分解能を改善する試みもなされている。位置分解能を改善するための方法としては、結晶素子のγ線入射面の微小化、及びそれに応じたPMTの小型化が挙げられる。   Attempts have also been made to improve the position resolution of the detector by improving the conventional detector. Examples of a method for improving the position resolution include miniaturization of the γ-ray incident surface of the crystal element, and miniaturization of the PMT accordingly.

しかし、結晶素子の厚みを保ったまま入射面を小さくすると結晶素子の体積が減少し、感度が低下する。なぜなら、結晶素子のγ線検出感度、つまりγ線の光電吸収確率は、結晶素子の体積に比例するからである。感度低下を補うためには、結晶素子の厚みを増やして結晶素子の体積を一定に保つこともできる。しかし、前述の通り、厚みを増加させると検出器の分解能は低下する。また、γ線入射面の微小化はPET装置に必要な検出器の数の増大につながり、装置の複雑化を招く。   However, if the incident surface is reduced while maintaining the thickness of the crystal element, the volume of the crystal element is reduced and the sensitivity is lowered. This is because the γ-ray detection sensitivity of the crystal element, that is, the photoelectric absorption probability of γ-ray is proportional to the volume of the crystal element. In order to compensate for the decrease in sensitivity, the thickness of the crystal element can be kept constant by increasing the thickness of the crystal element. However, as described above, when the thickness is increased, the resolution of the detector is lowered. In addition, miniaturization of the γ-ray incident surface leads to an increase in the number of detectors necessary for the PET apparatus, resulting in complication of the apparatus.

PMTの小型化に伴って生じる問題もある。まず、PMTが小型化すると高電圧を印加するグリッド電極を小さくする必要が生じ、均一な電場を発生させることが困難となって、正確な測定を妨げることになる。また、PMTを小型化すると発熱量が増加し、その結果PMTの温度が上昇して光電陰極からの暗電流（dark current）が増加し、この暗電流がＳＮ比を悪化させる。   There are also problems that arise with the miniaturization of PMTs. First, when the PMT is downsized, it is necessary to make the grid electrode to which a high voltage is applied small, and it becomes difficult to generate a uniform electric field, which hinders accurate measurement. Further, when the PMT is miniaturized, the amount of heat generation increases, and as a result, the temperature of the PMT rises and the dark current from the photocathode increases, and this dark current deteriorates the SN ratio.

ＤＯＩ検出器
近年、検出器の感度を保ちつつ位置分解能を向上させることを目的として、DOI（Depth of Interaction）検出器の開発が進められている（例えば、非特許文献２及び３を参照のこと）。 In recent years, DOI (Depth of Interaction) detectors have been developed for the purpose of improving the position resolution while maintaining the sensitivity of the detectors (see, for example, Non-Patent Documents 2 and 3). ).

DOI検出器はシンチレータとしてGSO（Gd₂SiO₅:Ce）を使用する。そして、入射面サイズを一辺3mmと小さくする一方で、複数の結晶素子を積層して厚くすることにより感度の低下を防いでいる。この積層結晶素子では、単に同じ結晶素子を厚くするのではなくCe濃度の異なる結晶素子を積層しており、Ce濃度に応じて各層が異なる蛍光プロファイルをもたらすため、蛍光プロファイルから検出器の深さ方向の情報が得られる。この深さ方向の情報を加味することにより、結晶素子全体を厚くすることによる位置分解能の低下を防いでいる。 The DOI detector uses GSO (Gd ₂ SiO ₅ : Ce) as a scintillator. While the incident surface size is reduced to 3 mm on a side, a decrease in sensitivity is prevented by laminating and thickening a plurality of crystal elements. In this stacked crystal element, crystal elements with different Ce concentrations are stacked rather than simply increasing the thickness of the same crystal element, and each layer provides a different fluorescence profile depending on the Ce concentration. Direction information is obtained. By taking into account the information in the depth direction, it is possible to prevent a decrease in position resolution caused by increasing the thickness of the entire crystal element.

しかしDOI検出器であっても、位置分解能が各層の結晶素子の大きさに依存しているという点では従来の検出器と同様である。実際、DOI検出器の分解能は約3mmであり、従来法（約4-5mm）から大幅に改善されるとはいえない。   However, the DOI detector is the same as the conventional detector in that the position resolution depends on the size of the crystal element in each layer. In fact, the resolution of the DOI detector is about 3 mm, which is not a significant improvement from the conventional method (about 4-5 mm).

さらに、従来の検出器はエネルギー分解能が低いため（例えばBGOでは511 keVのγ線について40 keV（8%））、画像の精度を向上する上で問題となっている。その理由を以下に説明する。   Furthermore, the conventional detector has a low energy resolution (for example, 40 keV (8%) for 511 keV γ rays in BGO), which is a problem in improving image accuracy. The reason will be described below.

前述の通り、PETでは反対方向に進む２つの消滅γ線を対向する検出器で同時計測することによりノイズの混入を防いでいる。この同時計測法では、放出当初のエネルギー及び進行方向を保った光子（プライマリ光子）を画像化に用いることが前提である。しかし、被検体内部ではプライマリ光子が散乱され、エネルギーを損失して進行方向を変えることがある。この散乱された光子は散乱光子と呼ばれる。１のポジトロン崩壊から生じた散乱光子及びプライマリ光子の対は同時に計測されるが、散乱光子の進行方向が変わっているため、放射線放出位置は散乱光子の検出位置とプライマリ光子の検出位置を結ぶ直線上にない。この様な光子の対を画像化に用いると、ノイズが混入し測定精度が低下する。従って、散乱光子とプライマリ光子をエネルギーにより識別してプライマリ光子同士の対のみを画像化に使用することが望ましい。あるいはまた、散乱光子−プライマリ光子の対及び／又は散乱光子−散乱光子の対についても、散乱により損失したエネルギーを考慮して画像化に用いることが望ましい。   As described above, in PET, noise is prevented from being mixed by simultaneously measuring two annihilation gamma rays traveling in opposite directions with opposing detectors. This simultaneous measurement method is based on the premise that photons (primary photons) that maintain the initial energy and traveling direction are used for imaging. However, primary photons are scattered inside the subject, and energy may be lost to change the traveling direction. This scattered photon is called a scattered photon. The pair of scattered photons and primary photons generated from the positron decay of 1 is measured simultaneously, but the traveling direction of the scattered photons has changed, so the radiation emission position is a straight line connecting the detected position of the scattered photons and the detected position of the primary photons. Not above. When such a pair of photons is used for imaging, noise is mixed and the measurement accuracy is lowered. Therefore, it is desirable to identify scattered photons and primary photons by energy and use only pairs of primary photons for imaging. Alternatively, it is desirable that the scattered photon-primary photon pair and / or the scattered photon-scattered photon pair be used for imaging in consideration of energy lost by scattering.

しかし、従来の検出器ではエネルギー分解能が低いためプライマリ光子と散乱光子の区別することなく有意な情報としてカウントする場合があり、同時計測の原理からすれば本来画像化に用いるべきでないγ線の対も画像化に用いてしまうことがある。そこで、検出器のエネルギー分解能の改善が望まれている。   However, since the energy resolution of conventional detectors is low, they may be counted as significant information without distinguishing between primary photons and scattered photons. Based on the principle of simultaneous measurement, a pair of γ rays that should not be used for imaging should be used. May also be used for imaging. Therefore, it is desired to improve the energy resolution of the detector.

１の放射線のみを放出する核種の画像化
１の現象から放射線の対が放出されるのではなく、１の現象から１の放射線のみを放出する核種が利用される分野では、１の放射線に由来する相互作用から放射線放出位置を測定する装置が必要とされる。その様な分野としては、密封小線源治療といった放射線治療などの分野が挙げられる。密封小線源治療としては、例えば¹⁹²Irを治療線源として利用するRALSや、前立腺癌に適用される¹²⁵Iなどの線源の永久刺入タイプが挙げられる。これらの治療方法では放射線源を治療計画通りの位置に正確に挿入する必要があるため、高精度で線源の位置を把握することが好ましい。 Imaging of nuclides that emit only one radiation In a field where nuclides that emit only one radiation from one phenomenon are used instead of a pair of radiation from one phenomenon, it originates from one radiation There is a need for a device that measures the radiation emission position from the interaction that occurs. Such fields include fields such as radiation therapy such as brachytherapy. As the brachytherapy, for example, RALS using ¹⁹² Ir as a treatment radiation source, or a permanent insertion type of a radiation source such as ¹²⁵ I applied to prostate cancer can be mentioned. In these treatment methods, it is necessary to accurately insert the radiation source at a position according to the treatment plan. Therefore, it is preferable to grasp the position of the radiation source with high accuracy.

さらに、PET装置と同一の装置で該放射線源の３次元画像を得ることができれば、腫瘍及び線源の位置を同時に認識することができ、優れた治療が可能となる。
以上のように、位置分解能が高くエネルギー分解能が高い放射線検出器、RI分布像を高い空間分解能で作成できるPET装置、及び、RI分布像の作成方法が求められている。また、１の放射線のみを放出するRIの分布像を高い空間分解能で作成できる装置及び方法が求められている。
H. Murayama et al., "Basic and prospective aspects of iterative image reconstruction methods in nuclear medicine", Jpn. J. Med. Phys.、1999、Vol.19、No. 3、 p130-204. T. Yamaya et al., Jpn. J. Med. Phys.、2001、Vol. 21、No.4、p.223-231. H. Murayama, et.al., "Design of a depth of interaction detector with a PS-PMT for PET.", Proc.of 1999 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging Conference. Seattle, U.S.A., Oct. 23-30, Seattle, 1999, p1045-1051. Furthermore, if a three-dimensional image of the radiation source can be obtained with the same apparatus as the PET apparatus, the position of the tumor and the radiation source can be recognized simultaneously, and excellent treatment is possible.
As described above, there is a need for a radiation detector with high position resolution and high energy resolution, a PET apparatus capable of creating an RI distribution image with high spatial resolution, and an RI distribution image creation method. There is also a need for an apparatus and method that can create an RI distribution image that emits only one radiation with high spatial resolution.
H. Murayama et al., "Basic and prospective aspects of iterative image reconstruction methods in nuclear medicine", Jpn. J. Med. Phys., 1999, Vol. 19, No. 3, p130-204. T. Yamaya et al., Jpn. J. Med. Phys., 2001, Vol. 21, No. 4, p.223-231. H. Murayama, et.al., "Design of a depth of interaction detector with a PS-PMT for PET.", Proc.of 1999 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging Conference. Seattle, USA, Oct. 23-30, Seattle, 1999, p1045-1051.

本発明は上記のような事情に鑑みなされたものであり、位置分解能が改善された核医学画像診断用放射線検出器、空間分解能が改善された核医学画像診断装置、及び高い空間分解能でRI分布像を作成する方法を提供することを目的とし、特に高空間分解能のPET装置を提供することを目的とする。また、上記の放射線検出器を用い、１の放射線のみを放出するRIの分布像を高い空間分解能で作成できる装置及び方法を提供することも目的とする。   The present invention has been made in view of the above circumstances, and a nuclear medicine diagnostic imaging radiation detector with improved position resolution, a nuclear medicine diagnostic imaging apparatus with improved spatial resolution, and a high spatial resolution RI distribution. An object of the present invention is to provide a method for creating an image, and in particular to provide a high spatial resolution PET apparatus. It is another object of the present invention to provide an apparatus and method that can create an RI distribution image that emits only one radiation with high spatial resolution using the radiation detector.

本発明者らはこれらの課題を解決すべく鋭意検討を進めた結果、放射線による相互作用が生じた位置を３次元で特定できる放射線検出器を用いることにより、検出器のサイズに限定されずに位置分解能を改善できることを見出し、本研究を完成させた。また、上記の特性に加え高いエネルギー分解能をも有する検出器を利用することにより、高い空間分解能でPET画像が作成できることを見出した。さらに、該検出器をコンプトンカメラの検出器として用いることにより、高い空間分解能でRI分布像が得られることも見出した。   As a result of intensive studies to solve these problems, the present inventors are not limited to the size of the detector by using a radiation detector that can specify the position where the interaction caused by radiation occurs in three dimensions. We found that the position resolution can be improved and completed this study. It was also found that a PET image can be created with high spatial resolution by using a detector having high energy resolution in addition to the above characteristics. Furthermore, it has also been found that an RI distribution image can be obtained with high spatial resolution by using the detector as a detector of a Compton camera.

即ち上記課題は、放射線と相互作用する物質で構成される検出部を備え、入射した放射線が検出部と相互作用を生じた位置の３次元情報と、入射した放射線が検出部と相互作用を生じた時間と、入射した放射線が検出部に付与したエネルギーと測定することができる核医学画像診断用放射線検出器により解決される。相互作用をキャリアの発生を伴う電離作用とし、相互作用を生じた位置をキャリア発生位置とし、相互作用を生じた時間をキャリア発生時間とすることができる。   That is, the above-mentioned problem is provided with a detection unit composed of a substance that interacts with radiation, and the three-dimensional information of the position where the incident radiation interacts with the detection unit, and the incident radiation interacts with the detection unit. This is solved by a radiation detector for nuclear medicine image diagnosis that can measure the time taken and the energy applied to the detector by the incident radiation. The interaction can be an ionization effect accompanied by the generation of carriers, the position where the interaction occurs can be the carrier generation position, and the time when the interaction has occurred can be the carrier generation time.

本発明の検出器では、放射線と相互作用する物質で構成される検出部が２つの平行な面を有するよう構成し、その２つの平行な面に電圧を印加して検出部内に電場を発生させ；電圧を印加する面の一方又は両方を信号検出面とし、信号検出面を複数のセグメントに分割し；入射した放射線の電離作用によりキャリアが発生し、そのキャリアが電場によって信号検出面に移動し；各セグメントにおいて、キャリアの移動により誘導される電荷を電気信号に変換して測定し；それらの電気信号からキャリア発生位置の３次元情報が得られる。座標情報は電気信号の形状から得ることができる。また、セグメントが複数の群を構成し、その群の中で最も強い信号が得られたセグメントを選択することにより座標情報を得ることもできる。   In the detector of the present invention, the detection unit made of a substance that interacts with radiation is configured to have two parallel surfaces, and an electric field is generated in the detection unit by applying a voltage to the two parallel surfaces. One or both of the surfaces to which the voltage is applied are signal detection surfaces and the signal detection surface is divided into a plurality of segments; carriers are generated by the ionizing action of the incident radiation, and the carriers move to the signal detection surface by the electric field. In each segment, the electric charge induced by the movement of the carrier is converted into an electric signal and measured; three-dimensional information of the carrier generation position is obtained from the electric signal. The coordinate information can be obtained from the shape of the electrical signal. Also, coordinate information can be obtained by selecting a segment in which a segment forms a plurality of groups and the strongest signal is obtained from the group.

検出器はγ線を検出することができ、検出部を半導体、例えば高純度ゲルマニウムとすることができる。
上記課題は、被検体収納部と；該収納部の外周に配列された、上記の２以上の放射線検出器と；該放射線検出器に入射した放射線が検出部と相互作用を生じた位置について、３次元情報を算出する手段と；入射した放射線が相互作用を生じた時間を検出する手段と；入射した放射線が検出部に付与したエネルギーを測定する手段と；を備え、相互作用を生じた位置、相互作用を生じた時間、及び付与したエネルギーを用いて被検体のRI分布像が作成される核医学画像診断装置により解決する。RIがポジトロン放出型である場合、ポジトロンの消滅に伴って放出されるγ線を検出してRI分布像を作成できる。 The detector can detect γ rays, and the detection unit can be a semiconductor, for example, high-purity germanium.
The subject includes: a subject storage unit; two or more radiation detectors arranged on the outer periphery of the storage unit; and a position where radiation incident on the radiation detector interacts with the detection unit. Means for calculating three-dimensional information; means for detecting the time at which the incident radiation has interacted; and means for measuring the energy imparted to the detector by the incident radiation; The problem is solved by a nuclear medicine image diagnostic apparatus in which an RI distribution image of a subject is created using the time when the interaction occurs and the applied energy. When RI is a positron emission type, an RI distribution image can be created by detecting γ-rays emitted as positrons disappear.

該核医学画像診断装置では、入射した放射線が相互作用を生じた時間及び付与したエネルギーに基づき、１の放射線によって生じた２以上の相互作用の群を選択し、それらの相互作用における位置情報及び付与エネルギーから放射線放出位置を算出してRI分布像を得ることもできる。   The nuclear medicine imaging apparatus selects two or more groups of interactions caused by one radiation on the basis of the time when the incident radiation has caused the interaction and the applied energy, the position information in the interaction, and An RI distribution image can also be obtained by calculating the radiation emission position from the applied energy.

上記課題は、（ａ） 被検体から放出される放射線を被検体の周囲に配置した検出器で検出し、入射した放射線が検出部と相互作用を生じた時間と、相互作用を生じた位置の３次元情報と、放射線が検出部に付与したエネルギーとを測定する工程；（ｂ） （ａ） 入射した放射線が検出部と相互作用を生じた時間及び検出部に付与したエネルギーを用い、１の現象から発生した放射線の対を選択する工程；（ｃ） １の現象から発生した放射線の対の各々について、３次元情報に基づき放射線放出位置を求める工程：を含む、被検体のRI分布像を作成する方法によっても解決できる。   The above problems are as follows: (a) The time when the radiation emitted from the subject is detected by a detector arranged around the subject and the incident radiation interacts with the detection unit, and the position where the interaction has occurred. A step of measuring the three-dimensional information and the energy given to the detector by radiation; (b) (a) using the time when the incident radiation has interacted with the detector and the energy given to the detector; Selecting a radiation pair generated from the phenomenon; (c) obtaining a radiation emission position based on three-dimensional information for each radiation pair generated from the phenomenon of 1; It can also be solved by creating a method.

上記課題は、（ｉ） 被検体から放出される放射線を被検体の周囲に配列された検出器で検出し、放射線が検出部と相互作用を生じた時間と、放射線が検出部と相互作用を生じた位置の３次元情報と、放射線が検出器に付与したエネルギーとを測定する工程；（ｉｉ） 放射線が検出部と相互作用を生じた時間及び放射線が検出部に付与したエネルギーを用い、１の放射線により生じた２以上の相互作用の群を選択する工程；（ｉｉｉ） １の放射線により生じた２以上の相互作用の各々が検出部と相互作用を生じた位置の３次元情報及び放射線が検出部に付与したエネルギーに基づき放射線放出位置を算出する工程；
を含む、被検体のRI分布像を作成する方法によっても解決される。 The above problems are as follows: (i) The radiation emitted from the subject is detected by a detector arranged around the subject, the time when the radiation interacts with the detection unit, and the radiation interacts with the detection unit. A step of measuring the three-dimensional information of the generated position and the energy applied to the detector by the radiation; (ii) using the time when the radiation interacts with the detector and the energy applied to the detector by the radiation; Selecting a group of two or more interactions caused by the radiation of (iii); and (iii) three-dimensional information and radiation of the position where each of the two or more interactions caused by the radiation of 1 interacted with the detector Calculating a radiation emission position based on energy applied to the detection unit;
It is also solved by a method for creating an RI distribution image of a subject including

以下、本発明を詳細に説明する。
本発明の核医学画像診断用放射線検出器では、入射した放射線が放射線検出器の検出部を構成する物質と相互作用を起こしてキャリアを発生させる位置を、検出器内における３次元の位置情報として算出する。 Hereinafter, the present invention will be described in detail.
In the radiation detector for nuclear medicine image diagnosis of the present invention, the position where the incident radiation interacts with a substance constituting the detector of the radiation detector to generate a carrier is used as three-dimensional position information in the detector. calculate.

シンチレータ及びPMTを組み合わせた従来の検出器では、検出部、つまり結晶素子単位で放射線入射位置を測定しており、結晶素子内のどの場所で相互作用が生じたかという位置情報は得られなかった。それに対し本発明の検出器は、相互作用が起きた位置の３次元情報が得られるという点で従来の検出器と異なる。検出部内の３次元情報が得られるという特徴により、本発明の放射線検出器では位置分解能を検出器のサイズよりも小さくすることができ、位置分解能が大幅に改善される。この検出器の分解能の改善により画像診断装置の分解能も大きく改善される。   In the conventional detector that combines the scintillator and the PMT, the radiation incident position is measured in the detection unit, that is, in the crystal element unit, and position information indicating where the interaction occurs in the crystal element cannot be obtained. On the other hand, the detector of the present invention is different from the conventional detector in that three-dimensional information of the position where the interaction occurs can be obtained. Due to the feature that the three-dimensional information in the detection unit can be obtained, the position resolution of the radiation detector of the present invention can be made smaller than the size of the detector, and the position resolution is greatly improved. This resolution improvement of the detector greatly improves the resolution of the diagnostic imaging apparatus.

本発明で使用する放射線検出器としては、上記の３次元情報を算出できるものであれば特に制限はないが、放射線による相互作用を光を介さずに直接電気信号に変換できるものが好ましい。例えば、検出部内に発生させた電場を用い、相互作用を直接電気信号に変換できる。この検出器について、以下に説明する。   The radiation detector used in the present invention is not particularly limited as long as it can calculate the above-described three-dimensional information. However, a radiation detector that can directly convert an interaction by radiation into an electric signal without using light is preferable. For example, the interaction can be directly converted into an electric signal using an electric field generated in the detection unit. This detector will be described below.

検出部を２つの平行な面の組を少なくとも一つ有する形状とし、その平行な２つの面に電圧を印加して、検出部内に電場を発生させる。一般に、電圧印加面のうち高電位の面がアノード面と呼ばれ、低電位の面がカソード面と呼ばれる。放射線との相互作用により反跳電子が生じ、その反跳電子よって生成された電子−ホールペアが電場の下で電極に移動する際にカソード面及びアノード面に電荷を誘導し、その誘導された電荷量が電気信号に変換され、測定される。   The detection unit has a shape having at least one set of two parallel surfaces, and an electric field is generated in the detection unit by applying a voltage to the two parallel surfaces. In general, a high potential surface of the voltage application surface is called an anode surface, and a low potential surface is called a cathode surface. Recoil electrons are generated by the interaction with radiation, and when the electron-hole pairs generated by the recoil electrons move to the electrode under the electric field, charges are induced on the cathode surface and the anode surface, and the electrons are induced. The amount of charge is converted into an electrical signal and measured.

その様な検出器としては、検出部に半導体を用いた半導体検出器、例えば高純度ゲルマニウム検出器（HPGe）が挙げられる。ここで高純度ゲルマニウムとは、不純物原子が1cm³あたり10¹¹個以下、好ましくは10¹⁰個以下のものをいう。Ge以外の検出部構成物質としては、化合物半導体、例えばCdTeやCdZnTeも挙げられる。なお半導体検出器を使用する場合、吸収したエネルギーは生じた電荷量から求められる。 As such a detector, a semiconductor detector using a semiconductor in the detection unit, for example, a high-purity germanium detector (HPGe) can be cited. Here, high purity germanium refers to those having 10 ¹¹ or less, preferably 10 ¹⁰ or less impurity atoms per 1 cm ³ . Examples of the detection part constituent material other than Ge include compound semiconductors such as CdTe and CdZnTe. When a semiconductor detector is used, the absorbed energy is obtained from the amount of charge generated.

本発明の検出器の測定対象としてはα線、β線、γ線など特に制限はなく、γ線を測定する検出器はPET装置に使用できる。
本発明の核医学画像診断用装置をPET装置として使用する場合には、被検体にβ⁺崩壊（ポジトロン崩壊）核種を含有する薬剤を注入し、β⁺崩壊によって生じた反対方向に進む１対のγ線を対向する検出器で同時計測することにより、β⁺崩壊核種の分布像を得る。β⁺崩壊核種及びβ⁺崩壊核種を含有する薬剤としては被検体の安全が確保されれば特に制限はなく、従来のPETで使用される核種及び薬剤は何れも使用することができる。例えば、β⁺崩壊核種である¹⁸F及びそれを含有するFDGを使用することができる。その他の各種としては、¹¹C、¹³N、¹⁵O、および⁶²Cu、⁸²Rbが挙げられる。¹¹Cを含有する化合物としては¹¹C-メチオニンを使用することができ、血流量の測定には⁶²Cu及び⁸²Rb等含有する化合物を使用することもできる。 The measurement object of the detector of the present invention is not particularly limited such as α-ray, β-ray, and γ-ray, and the detector that measures γ-ray can be used in the PET apparatus.
When the device for nuclear medicine imaging of the present invention is used as a PET device, a drug containing a β ⁺ decay (positron decay) nuclide is injected into a subject, and a pair that proceeds in the opposite direction caused by β ⁺ decay The distribution image of β ⁺ decaying nuclides is obtained by simultaneously measuring the γ-rays of. The β ⁺ decay nuclide and the drug containing the β ⁺ decay nuclide are not particularly limited as long as the safety of the subject is ensured, and any nuclide and drug used in conventional PET can be used. For example, ¹⁸ F which is a β ⁺ decay nuclide and FDG containing the same can be used. Other various types include ¹¹ C, ¹³ N, ¹⁵ O, and ⁶² Cu, ⁸² Rb. ¹¹ C can be used ¹¹ C-methionine as a compound containing, in the measurement of blood flow may also be used a compound containing such ⁶² Cu and ⁸² Rb.

検出部の形状に特に制限はなく、使用態様や目的に応じて適宜選択することができる。例えば、検出部を円柱状とすることができるが（図１及び図２）、直方体や立方体であってもよい。   There is no restriction | limiting in particular in the shape of a detection part, According to a use aspect and the objective, it can select suitably. For example, the detection unit can be cylindrical (FIGS. 1 and 2), but may be a rectangular parallelepiped or a cube.

図１では右側の図、図２では中央の図に示される面が、被検体に向けられる。つまり、円柱の側面を被検体に向けて使用される。
信号検出面は、電圧印加面の一方又は両方である。図１ではｚ＝０ｍｍの面のみが信号検出面であり、図２ではｚ＝０ｍｍ及びｚ＝２０ｍｍの面が信号検出面である。 The surface shown in the right side view in FIG. 1 and in the center view in FIG. 2 is directed toward the subject. That is, it is used with the side of the cylinder facing the subject.
The signal detection surface is one or both of the voltage application surfaces. In FIG. 1, only the surface with z = 0 mm is a signal detection surface, and in FIG. 2, the surfaces with z = 0 mm and z = 20 mm are signal detection surfaces.

本発明では、信号検出面を複数のセグメントに分割し、セグメントの大きさに対応する位置分解能が得られる。また、各々のセグメントで測定された電気信号を組み合わせて解析することにより、３次元情報を導くこともできる。分割は、信号検出面に溝を入れることによって行ってもよい。   In the present invention, the signal detection surface is divided into a plurality of segments, and a position resolution corresponding to the size of the segments can be obtained. Also, three-dimensional information can be derived by combining and analyzing the electrical signals measured in each segment. The division may be performed by forming a groove in the signal detection surface.

セグメントの形状に特に制限はなく、使用目的に応じて適宜選択できる。図１にはピクセル型のセグメントを、図２にはストリップ型のセグメントを例示する。
各々のセグメントには、信号検出のための電極を接触させる。電極の形状には特に制限はなく、例えば金属泊をセグメントの形状にして接触させ、電極にすることができる。 There is no restriction | limiting in particular in the shape of a segment, According to the intended purpose, it can select suitably. FIG. 1 illustrates a pixel-type segment, and FIG. 2 illustrates a strip-type segment.
Each segment is in contact with an electrode for signal detection. There is no restriction | limiting in particular in the shape of an electrode, For example, a metal stay can be made into the shape of a segment and it can contact and can be made into an electrode.

複数の検出器を組み合わせて１つの検出ユニットとすることもできる。複数の検出器を組み合わせることにより、不感領域の低減や構造の簡略化といった利点が得られる。
検出器内におけるキャリア発生の３次元位置情報の算出は、例えば以下の様にして行うことができる。以下、キャリア発生の位置を直交座標で（ｘ_c，ｙ_c，ｚ_c）又は極座標で（ｒ_c，φ_c，ｚ_c）と表記する。 A plurality of detectors can be combined into one detection unit. By combining a plurality of detectors, advantages such as reduction of the insensitive area and simplification of the structure can be obtained.
The calculation of the three-dimensional position information of carrier generation in the detector can be performed as follows, for example. Hereinafter, the position of carrier generation is expressed as (x _c , y _c , z _c ) in orthogonal coordinates or (r _c , φ _c , z _c ) in polar coordinates.

まず、図１の検出器を例にして説明する。図１の検出器は、信号検出面はｚ＝０ｍｍの面のみである。検出面は９個のピクセル型セグメントに分割されており、この９個のセグメントが１のセグメント群を構成する。   First, the detector of FIG. 1 will be described as an example. In the detector of FIG. 1, the signal detection surface is only the surface of z = 0 mm. The detection surface is divided into nine pixel-type segments, and these nine segments constitute one segment group.

図１の様に信号検出面が１つである場合には、信号強度を時間に対してプロットし、信号強度がベースラインを離れてから最大値に到達するまでの曲線の形状、つまり立ち上がりの形状（以下、この形状を「ライズ（rise）形状」と表記する）により、ｚ方向の座標情報（ｚ_c）を算出できる。ライズ形状の例を図３及び４に示す。 When there is only one signal detection surface as shown in FIG. 1, the signal intensity is plotted against time, and the shape of the curve until the signal intensity reaches the maximum value after leaving the baseline, that is, the rising edge The coordinate information (z _c ) in the z direction can be calculated from the shape (hereinafter, this shape is referred to as “rise shape”). Examples of the rise shape are shown in FIGS.

ライズ形状において、信号が最大到達強度の１０％から９０％まで上昇するのに要した時間をＴ₁₉と定義する。ｚ_cはＴ₁₉と相関があるため（図５）、ライズ形状の詳細な解析をしなくてもＴ₁₉からｚ_cを粗く見積もることができる。ただし、正確な位置情報を得るためには、ライズ形状をシミュレーション若しくは測定結果と比較し又はフィッティングする必要がある。信号が検出され始める時間をキャリア発生時間とする。 In the rise shape, the time required for the signal to rise from 10% to 90% of the maximum arrival strength is defined as T ₁₉ . Since z _c is correlated with T ₁₉ (FIG. 5), z _c can be roughly estimated from T ₁₉ without detailed analysis of the rise shape. However, in order to obtain accurate position information, it is necessary to compare or fit the rise shape with simulation or measurement results. The time when the signal starts to be detected is defined as the carrier generation time.

検出部が無限の広さの面を有する理想的な場合には、ライズ形状を含む信号の形状全体はｚ_cのみに依存する。この理想的な場合には、１回の解析でｚ_c座標を決定することができる。しかし、実際の検出部の大きさは有限であるため、信号の形状はｚ_cに加えてｒ_c及びφ_c（又は、ｘ_c及びｙ_c）にも依存し、このｒ_c及びφ_cは解析を開始する際には未知であることが一般的である。従って、ｚ_cを一回の手順で正確に求めることは困難であり、ｚ_cを求める工程とｘ_c及びｙ_cを求める工程を適宜繰り返し、精度を向上させる必要がある。 In the ideal case where the detector has an infinitely wide surface, the overall shape of the signal including the rise shape depends only on z _c . In this ideal case, the z _c coordinate can be determined by a single analysis. However, since the actual size of the detector is limited, the signal shape is r _c and phi _c in addition to the z _c (or, x _c and y _c) is also dependent on, the r _c and phi _c is It is generally unknown when starting an analysis. Therefore, it is difficult to accurately determine z _c in a single procedure, and it is necessary to improve the accuracy by appropriately repeating the step of determining z _c and the step of determining x _c and y _c .

図１では電圧印加面の１の面のみで信号を検出する例を示すが、両方の面で検出することもできる。この場合、一方の面で電子を、もう一方の面でホールを測定する。そして、キャリア発生位置が信号検出面に近ければ信号が早く到達し、遠ければ遅く到達するため、両方の面での信号の到達時間の違いからｚ_cが算出される。 Although FIG. 1 shows an example in which a signal is detected only on one surface of the voltage application surface, it can also be detected on both surfaces. In this case, electrons are measured on one side and holes are measured on the other side. Since the signal arrives early if the carrier generation position is close to the signal detection surface and arrives late if it is far, z _c is calculated from the difference in signal arrival time on both surfaces.

ｚ_cは、任意の１のセグメントの信号から求まるが、複数のセグメントの信号の和（「トータル信号」と表記する）から算出することもできる。例えば、図１の検出器では９個のセグメント全ての信号の和をとって算出することができる。使用するセグメントの数を増やすことにより、誤差を低減することができる。 z _c is obtained from the signal of an arbitrary segment, but can also be calculated from the sum of signals of a plurality of segments (denoted as “total signal”). For example, the detector of FIG. 1 can calculate the sum of the signals of all nine segments. The error can be reduced by increasing the number of segments used.

（ｒ_c，φ_c）（又は（ｘ_c，ｙ_c））は、異なるセグメントの信号を比較することにより算出される。まず、最も強い信号が観測されたセグメントを「入射セグメント」とする。入射セグメントは、キャリア発生位置を信号検出面にｚ軸に沿って射影した点（ｒ_c，φ_c，０）を含むセグメントである。入射セグメントの信号は入射放射線によるキャリア発生を直接反映しており、「ネット（net）信号」と表記する。（ｒ_c，φ_c，ｚ_c）で発生したキャリアは印加電圧によりｚ方向に伝搬され、このキャリア伝搬に伴い、検出部内の他の位置にもクーロン力によりキャリアが誘起され、その誘起キャリアの伝搬に基づく信号も検出される。その結果、入射セグメントに接する「隣接セグメント」にも信号が検出される。この信号を「トランジエント（transient）信号」と表記する。トランジエント信号の例を図６に示す。 (R _c , φ _c ) (or (x _c , y _c )) is calculated by comparing signals of different segments. First, a segment where the strongest signal is observed is defined as an “incident segment”. The incident segment is a segment including a point (r _c , φ _c , 0) obtained by projecting the carrier generation position onto the signal detection surface along the z axis. The incident segment signal directly reflects the generation of carriers due to incident radiation, and is referred to as a “net signal”. Carriers generated at (r _c , φ _c , z _c ) are propagated in the z direction by the applied voltage, and accompanying this carrier propagation, carriers are induced at other positions in the detection unit by Coulomb force, A signal based on the propagation is also detected. As a result, a signal is also detected in the “adjacent segment” in contact with the incident segment. This signal is referred to as a “transient signal”. An example of a transient signal is shown in FIG.

トランジエント信号の形状は、隣接セグメントとキャリア発生位置との相対的な位置関係に依存する。従って、トランジエント信号の解析から（ｒ_c，φ_c）を算出できる。測定精度向上のため、複数の隣接セグメントで検出される複数のトランジエント信号を用いることが好ましい。 The shape of the transient signal depends on the relative positional relationship between the adjacent segment and the carrier generation position. Therefore, (r _c , φ _c ) can be calculated from the analysis of the transient signal. In order to improve measurement accuracy, it is preferable to use a plurality of transient signals detected in a plurality of adjacent segments.

トランジエント信号はｚ方向へのキャリア伝搬にも依存するため、ｚ_cの影響も受ける。従って、一回の手順で（ｒ_c，φ_c）を求めることは困難であり、ｒ_c及びφ_cを求める工程とｚ_cを求める工程を適宜繰り返し、精度を向上させる必要がある。 Since the transient signal also depends on carrier propagation in the z direction, it is also affected by z _c . Therefore, it is difficult to obtain (r _c , φ _c ) by a single procedure, and it is necessary to improve the accuracy by appropriately repeating the process of obtaining r _c and φ _c and the process of obtaining z _c .

次に、図２の検出器での位置算出について説明する。図２の検出器では、信号検出面がｚ＝０ｍｍとｚ＝２０ｍｍの２つである。いずれの面でも、セグメントはストリップの形状である。これらのストリップは、ｚ＝０ｍｍのストリップ群とｚ＝２０ｍｍのストリップ群を構成する。１のストリップ群に属するストリップの向きは同方向であるが、ストリップ群の間ではストリップの向きは直交する。   Next, position calculation with the detector of FIG. 2 will be described. In the detector of FIG. 2, there are two signal detection surfaces, z = 0 mm and z = 20 mm. On either side, the segments are strip-shaped. These strips constitute a strip group with z = 0 mm and a strip group with z = 20 mm. The directions of the strips belonging to one strip group are the same, but the strip directions are orthogonal between the strip groups.

図２においても、ｚ_cは図１と同様に算出される。ｘ_c及びｙ_cは、１のストリップ群の中でどのストリップで最も強い信号を観測したかによって、つまり入射ストリップを決定することによって算出される。ｚ＝０ｍｍのストリップ群の入射ストリップは（ｘ_c，ｙ，０ｍｍ）を含むストリップであり、ｚ＝２０ｍｍのストリップ群の入射ストリップは（ｘ，ｙ_c，２０ｍｍ）を含むストリップである。従って、ｘ_c及びｙ_cがストリップの幅の精度で算出される。この様に、図２の検出器では、トランジエント信号の詳細な解析なしに３次元の位置情報を得ることができる。 Also in FIG. 2, z _c is calculated in the same manner as in FIG. x _c and y _c are calculated according to which strip has observed the strongest signal in one strip group, that is, by determining the incident strip. The incident strip of the z = 0 mm strip group is a strip including (x _c , y, 0 mm), and the incident strip of the z = 20 mm strip group is a strip including (x, y _c , 20 mm). Therefore, x _c and y _c are calculated with accuracy of the width of the strip. As described above, the detector of FIG. 2 can obtain three-dimensional position information without detailed analysis of the transient signal.

ストリップの幅は、目的の位置分解能に応じて決定される。例えば、ストリップの幅を２ｍｍ以下、好ましくは０．５ｍｍ以下にすることができる。ストリップの幅の下限に特に制限はないが、０．１ｍｍより狭い幅にすると信号検出電極への配線が煩雑となる。   The width of the strip is determined according to the target position resolution. For example, the width of the strip can be 2 mm or less, preferably 0.5 mm or less. The lower limit of the width of the strip is not particularly limited, but if the width is smaller than 0.1 mm, wiring to the signal detection electrode becomes complicated.

以下、本願明細書で使用する語句の意味についてまとめる。
入射セグメント：１のセグメント群の中で最も強い信号が観測されたセグメント
隣接セグメント：入射セグメントに接するセグメント
ネット信号：入射セグメントで検出される信号
トランジエント信号：隣接セグメントで検出される信号
トータル信号：複数のセグメントで検出される信号の和
ライズ形状：信号の立ち上がり形状
セグメント型検出器の他に、抵抗分割型検出器を使用することもできる。抵抗分割型検出器では、信号検出面に１の座標軸と平行となるよう２点を選び、その２点に電極を設置する。この２点をＡ点及びＢ点とし、それぞれの点で検出された電荷量をＱ_A及びＱ_Bとすると、その座標情報は
Ｌ_AB × Ｑ_B / （Ｑ_A＋Ｑ_B）
（Ｌ_AB ：ＡＢ間の距離、ただしＡ点を原点とする）
となる。 The meanings of terms used in the present specification will be summarized below.
Incident segment: Segment in which the strongest signal is observed in the segment group of adjacent segment: Adjacent segment: Segment in contact with incident segment Net signal: Signal detected in incident segment Transient signal: Signal detected in adjacent segment Total signal: Sum of signals detected in a plurality of segments Rise shape: rising shape of signal In addition to the segment type detector, a resistance division type detector can also be used. In the resistance division type detector, two points are selected on the signal detection surface so as to be parallel to one coordinate axis, and electrodes are installed at the two points. If these two points are point A and point B, and the charge amounts detected at these points are Q _A and Q _B , the coordinate information is L _AB × Q _B / (Q _A + Q _B ).
(L _AB : Distance between _AB , where A is the origin)
It becomes.

検出器の位置分解能は、例えば実施例で後述する通り、図７のセットアップにより測定できる。本明細書で、位置分解能とは以下の様に決定される。まず、検出器内部で相互作用が起きる点を固定し、検出器で測定を繰り返し、得られた測定結果について、横軸を座標情報、縦軸をカウント数としてヒストグラムを作成する。このヒストグラムの半値全幅（FWHM）を位置分解能とする。位置分解能は各座標軸について求められるが、本明細書ではそれらの平均値を用いる。   The position resolution of the detector can be measured by the setup shown in FIG. 7 as described later in the embodiment. In this specification, the position resolution is determined as follows. First, the point where the interaction occurs inside the detector is fixed, the measurement is repeated by the detector, and a histogram is created for the obtained measurement result with the horizontal axis as coordinate information and the vertical axis as the count. The full width at half maximum (FWHM) of this histogram is taken as the position resolution. Although the position resolution is obtained for each coordinate axis, the average value thereof is used in this specification.

本発明の検出器は、高エネルギー分解能であることが好ましい。具体的には、ポジトロン消滅によって生じる511 keVのγ線（プライマリ光子）と散乱線（散乱光子）との識別が可能な分解能を有することが好ましい。ここで、γ線（プライマリ光子）と散乱線（散乱光子）との識別が可能な分解能とは、エネルギー分解能がプライマリ光子の5%以下、好ましくは2%以下、更に好ましくは0.5%以下であることをいう。   The detector of the present invention preferably has high energy resolution. Specifically, it is preferable to have a resolution capable of distinguishing 511 keV γ rays (primary photons) and scattered rays (scattered photons) generated by positron annihilation. Here, the resolution capable of discriminating between γ rays (primary photons) and scattered rays (scattered photons) means that the energy resolution is 5% or less, preferably 2% or less, more preferably 0.5% or less of the primary photons. That means.

画像診断装置の空間分解能は、検出器のエネルギー分解能に密接に依存する。HPGe検出器は約1keV(プライマリ光子の約0.2%)の分解能を有しており、従来使用されてきたBGO-NaIシンチレータと比較して約４０倍高い。従って、画像診断装置にHPGe検出器を使用する場合には、BGO-NaIシンチレータを使用する場合と比較して、空間分解能の点で有利な効果が得られる。   The spatial resolution of the diagnostic imaging apparatus is closely dependent on the energy resolution of the detector. The HPGe detector has a resolution of about 1 keV (about 0.2% of the primary photon) and is about 40 times higher than the BGO-NaI scintillator that has been used in the past. Therefore, when the HPGe detector is used in the diagnostic imaging apparatus, an advantageous effect is obtained in terms of spatial resolution as compared with the case where the BGO-NaI scintillator is used.

散乱光子は被検体中での相互作用（例えばコンプトン散乱）によりエネルギーを損失して進行方向を変えている。従って、プライマリ光子−散乱光子の対、又は散乱光子同士の対について検出位置を結ぶ直線を作成しても、放射線放出位置はその直線上にない。そこで、散乱光子を識別して画像化に使用しないことにより、ノイズの混入を防ぐことができる。   Scattered photons lose their energy due to interaction (eg, Compton scattering) in the subject and change their traveling direction. Therefore, even if a straight line connecting the detection positions is created for the primary photon-scattered photon pair or the scattered photon pair, the radiation emission position is not on the straight line. Therefore, noise can be prevented from being mixed by identifying scattered photons and not using them for imaging.

また、キャリア発生時間及び付与エネルギーに基づいて同一のポジトロンから放出されたプライマリ光子と散乱光子との対及び／又は散乱光子と散乱光子との対を識別し、それら対も散乱エネルギーを考慮して画像化に使用することにより、測定感度を向上させることもできる。   In addition, the primary photon and scattered photon pair and / or the scattered photon pair emitted from the same positron are identified based on the carrier generation time and the applied energy, and these pairs are also considered in consideration of the scattered energy. By using it for imaging, measurement sensitivity can be improved.

上記の検出器の複数個を被検体の周囲、例えば被検体収納部の外周に配列し、核医学画像診断装置とする。検出器は、例えば環状に配列される。本発明の核医学画像診断装置の例を図８に示す。   A plurality of the above-described detectors are arranged around the subject, for example, on the outer periphery of the subject storage unit, to obtain a nuclear medicine image diagnostic apparatus. The detectors are arranged in a ring shape, for example. An example of the nuclear medicine image diagnostic apparatus of the present invention is shown in FIG.

本発明のRI分布像作成方法を、以下に説明する。まず、１つの現象から生じた２つの放射線の対を利用して画像化する方法について説明する。
被検体の周囲に配列した放射線検出器により、放射線が検出部と相互作用を生じた時間、相互作用を生じた位置の３次元情報、及び、放射線が付与したエネルギーを測定する。複数の検出器において、相互作用が生じた時間及び付与エネルギーを用い、同時に計測された所定のエネルギーを有する放射線の対を選別する。ここで「同時に計測される」とは、２００ｎｓ以内、好ましくは１００ｎｓ以内、より好ましくは５０ｎｓ、さらに好ましくは２０ｎｓ以内に計測されることをいい、許容される時間幅は装置に応じて定められる。所定のエネルギーは、測定の目的とするRI及びそのRIの放射性崩壊に応じて決定される。RIがポジトロン放出型である場合、所定のエネルギーとは５１１ｋｅＶである。 The RI distribution image creation method of the present invention will be described below. First, a method of imaging using two radiation pairs generated from one phenomenon will be described.
The radiation detector arranged around the subject measures the time when the radiation interacts with the detector, the three-dimensional information of the position where the interaction occurs, and the energy applied by the radiation. In a plurality of detectors, using the time when the interaction occurs and the applied energy, a pair of radiation having a predetermined energy measured simultaneously is selected. Here, “measured simultaneously” means measurement within 200 ns, preferably within 100 ns, more preferably within 50 ns, and even more preferably within 20 ns, and the allowable time width is determined according to the apparatus. The predetermined energy is determined according to the RI to be measured and the radioactive decay of the RI. When RI is a positron emission type, the predetermined energy is 511 keV.

選別された放射線の対について、各々の放射線の相互作用を生じた位置を結ぶ直線を作成すると、その直線上に放射線を放出した核種が存在する。この直線を各放射線の対について作成し、例えば非特許文献１に記載された公知の方法により、RI分布像を作成する。   When a straight line connecting the positions where the interaction of each radiation is generated is created for the selected radiation pair, the nuclide emitting the radiation exists on the straight line. This straight line is created for each radiation pair, and an RI distribution image is created by a known method described in Non-Patent Document 1, for example.

付与エネルギーに基づきプライマリ光子の対のみを選別して画像作成に用いることにより、ノイズの混入を防いで画像精度が向上するという効果が得られる。また、ノイズの低減により、測定時間を短くして患者の負担を軽減することもできる。さらに、注入剤の量を削減し、被曝量の減少を図ることもできる。   By selecting only the primary photon pair based on the applied energy and using it for image creation, it is possible to prevent noise from being mixed and improve the image accuracy. In addition, by reducing noise, the measurement time can be shortened and the burden on the patient can be reduced. Furthermore, it is possible to reduce the dose by reducing the amount of the infusate.

プライマリ光子−散乱光子の対、及び／又は散乱光子−散乱光子の対についても、散乱エネルギーを考慮して画像化に用いることもできる。プライマリ光子同士の対以外も使用すると、被検体内部で起きる放射性崩壊を有効に利用できるため、測定時間の短縮、患者の負担軽減、被曝量の減少という効果が同様に得られる。   The primary photon-scattered photon pair and / or the scattered photon-scattered photon pair can also be used for imaging in consideration of the scattered energy. When other than the pair of primary photons is used, the radioactive decay that occurs inside the subject can be used effectively, and thus the effects of shortening the measurement time, reducing the burden on the patient, and reducing the exposure dose can be obtained.

検出器は、通常直径約５０ｃｍの環を形成する。この直径ではPET装置としての空間分解能は検出器の位置分解能とほぼ等しいため、検出器の位置分解能の改善により、RI画像の空間分解能も改善される。   The detector usually forms a ring with a diameter of about 50 cm. At this diameter, the spatial resolution of the PET apparatus is almost equal to the position resolution of the detector, so that the spatial resolution of the RI image is improved by improving the position resolution of the detector.

本明細書で画像診断装置の空間分解能とは、以下の様に決定される。まず、RIの位置を固定し、画像診断装置で測定を繰り返す。得られた測定結果について、横軸を座標情報、縦軸をカウント数としてヒストグラムを作成する。このヒストグラムの半値全幅（FWHM）を空間分解能とする。空間分解能は各座標軸について求められるが、本明細書ではそれらの平均値を用いる。なお、RIがポジトロン放出型でありポジトロンから放出されるγ線を検出するPET装置では、上記のヒストグラムのFWHMからポジトロンの平均自由行程を差し引いたものが、装置の空間分解能となる。その理由は、検出するγ線の放出位置とRIの位置がポジトロンの自由行程の距離だけ離れているためである。   In this specification, the spatial resolution of the diagnostic imaging apparatus is determined as follows. First, the position of RI is fixed, and the measurement is repeated with an image diagnostic apparatus. About the obtained measurement result, a histogram is created with the horizontal axis as coordinate information and the vertical axis as the number of counts. The full width at half maximum (FWHM) of this histogram is taken as the spatial resolution. Spatial resolution is obtained for each coordinate axis, and in the present specification, an average value thereof is used. In addition, in a PET apparatus that detects γ-rays emitted from a positron whose RI is a positron emission type, the spatial resolution of the apparatus is obtained by subtracting the positron mean free path from the FWHM of the above histogram. The reason for this is that the γ-ray emission position to be detected and the RI position are separated by the distance of the free path of the positron.

本発明の検出器の位置分解能が2 mm以下、好ましくは1.5 mm以下、さらに好ましくは1 mm以下となるため、被検体中のRI分布像を測定する装置の空間分解能も2 mm以下、好ましくは1.5 mm以下、さらに好ましくは1 mm以下となる。   Since the position resolution of the detector of the present invention is 2 mm or less, preferably 1.5 mm or less, more preferably 1 mm or less, the spatial resolution of the apparatus for measuring the RI distribution image in the subject is also 2 mm or less, preferably 1.5 mm or less, more preferably 1 mm or less.

本発明では、２つの放射線の対を利用する上記の方法に加え、１の放射線が複数の相互作用を起こす場合にも、それら複数回の相互作用によりRI分布像を得ることができる。各々の相互作用はそれぞれ別の検出器で起きる場合もあり、複数の相互作用が１つの検出器で起きる場合もある。画像化に用いる相互作用の回数に特に制限はないが、３回以上の相互作用を利用する場合には算出が複雑になる。２回の相互作用を利用する場合には、第１の相互作用が散乱であり、第２の相互作用が吸収である。   In the present invention, in addition to the above method using two radiation pairs, even when one radiation causes a plurality of interactions, an RI distribution image can be obtained by the plurality of interactions. Each interaction may occur with a different detector, and multiple interactions may occur with one detector. The number of interactions used for imaging is not particularly limited, but the calculation is complicated when three or more interactions are used. When two interactions are used, the first interaction is scattering and the second interaction is absorption.

２回の相互作用が異なる検出器で起きる場合、放射性崩壊で生じたプライマリ光子がまず第１の検出器でコンプトン散乱され、第１の検出器で反跳電子の生じた位置と付与されたエネルギーを測定し；第１の検出器で散乱されて生じた散乱光子が第２の検出器で吸収され、その位置とエネルギーを測定する。第１の検出器内での散乱位置と第２の検出器内での吸収位置を結ぶ直線を軸としてコンプトン散乱角を有する円錐を描くと、その面上に放射線放出位置が存在する。この円錐を多数作成することにより、その重なり合いからRI分布像を作成する。コンプトン散乱角は付与エネルギーから算出される。   When the two interactions occur in different detectors, the primary photons generated by radioactive decay are first Compton scattered by the first detector, where the recoil electrons are generated and the energy applied by the first detector. The scattered photons scattered by the first detector are absorbed by the second detector, and their position and energy are measured. When a cone having a Compton scattering angle is drawn with a straight line connecting a scattering position in the first detector and an absorption position in the second detector as an axis, a radiation emission position exists on the surface. By creating many cones, an RI distribution image is created from the overlap. The Compton scattering angle is calculated from the applied energy.

なお、１つの検出器で複数の相互作用が生じる場合にも、RI分布像を作成することができる。例えば、１つの検出器で散乱及び吸収が起きる場合、散乱及び吸収の位置情報及び付与エネルギーに基づき、上記と同様にRI分布像を作成することができる。   An RI distribution image can be created even when a plurality of interactions occur with one detector. For example, when scattering and absorption occur in one detector, an RI distribution image can be created in the same manner as described above based on the position information and applied energy of scattering and absorption.

１つのγ線が起こす複数の相互作用からγ線源の位置を算出し分布像を得る装置は、コンプトンカメラと呼ばれる。本発明の画像診断装置はコンプトンカメラとして使用することができるが、PET装置及びコンプトンカメラの両者の機能を兼ね備えることもできる。両者の機能を有する場合には、PETとしての情報とコンプトンカメラとしての情報を同一の装置で得ることができるという利点が生ずる。   An apparatus that obtains a distribution image by calculating the position of a γ-ray source from a plurality of interactions caused by one γ-ray is called a Compton camera. The diagnostic imaging apparatus of the present invention can be used as a Compton camera, but can also have the functions of both a PET apparatus and a Compton camera. When both functions are provided, there is an advantage that information as a PET and information as a Compton camera can be obtained by the same device.

１つのγ線による複数の相互作用を利用した本発明のRI分布像の作成方法を以下に説明する。
被検体の周囲に配列した放射線検出器により、放射線が検出部と相互作用を生じた時間、相互作用を生じた位置の３次元情報、及び、放射線が付与したエネルギーを測定する。複数の検出器で、相互作用が生じた時間及び付与エネルギーに基づき、同時に計測され付与エネルギーの和が所定のエネルギーとなる相互作用の群を選別する。ここで「同時に計測される」とは、２００ｎｓ以内、好ましくは１００ｎｓ以内、より好ましくは５０ｎｓ以内、さらに好ましくは２０ｎｓ以内に計測されることをいう。「同時」と扱う時間幅は、装置に応じて定めることができる。 A method for creating an RI distribution image of the present invention using a plurality of interactions with one γ ray will be described below.
The radiation detectors arranged around the subject measure the time when the radiation interacts with the detector, the three-dimensional information of the position where the interaction occurs, and the energy applied by the radiation. A plurality of detectors are used to select a group of interactions that are simultaneously measured and the sum of the applied energies becomes a predetermined energy based on the time when the interaction occurs and the applied energy. Here, “measured simultaneously” means that measurement is performed within 200 ns, preferably within 100 ns, more preferably within 50 ns, and even more preferably within 20 ns. The time width treated as “simultaneous” can be determined according to the apparatus.

所定のエネルギーとは、測定の目的とする放射線が放出当初有していたエネルギー（プライマリエネルギー）である。プライマリエネルギーは、RI及びその放射性崩壊により定まる。１つの放射線は、複数の相互作用によってプライマリエネルギーを全て失うため、目的とする相互作用の群における付与エネルギーの総和はプライマリエネルギーに等しい。そこで、付与エネルギーの和がプライマリエネルギーに等しいという条件が導かれる。   The predetermined energy is the energy (primary energy) that the radiation intended for measurement originally had. Primary energy is determined by RI and its radioactive decay. Since one radiation loses all primary energies due to a plurality of interactions, the sum of applied energies in the target interaction group is equal to the primary energy. Therefore, a condition is derived that the sum of the applied energies is equal to the primary energy.

このようにして選択した相互作用の群について、相互作用を生じた位置及び付与エネルギーを用い、前述のコンプトンカメラの原理によりRI分布像が作成される。
コンプトンカメラの場合、検出器でのキャリア発生位置及び付与エネルギーを用いてRIの位置を算出するため、空間分解能の改善には両者を正確に測定することが求められる。本発明の検出器は位置分解能が改善され、エネルギー分解能も優れているため、該検出器を用いることにより、空間分解能が2mm以下、好ましくは1.5mm以下となる。 With respect to the group of interactions selected in this way, an RI distribution image is created based on the principle of the above-mentioned Compton camera using the position where the interaction has occurred and the applied energy.
In the case of a Compton camera, since the RI position is calculated using the carrier generation position and the applied energy in the detector, it is required to accurately measure both in order to improve the spatial resolution. Since the detector of the present invention has improved position resolution and excellent energy resolution, the spatial resolution is 2 mm or less, preferably 1.5 mm or less, by using the detector.

本発明の画像診断装置は単独で使用することもできるが、他のCT装置と組み合わせて使用することもできる。CT画像及びPET画像という相補的なデータに基き、診断能力の向上を図ることができる。   The diagnostic imaging apparatus of the present invention can be used alone, but can also be used in combination with other CT apparatuses. Based on complementary data such as CT images and PET images, the diagnostic ability can be improved.

本発明の画像診断装置は、必要に応じて信号処理回路、画像表示装置、被検体移動装置、画像再構成装置、被検体内蔵器移動量呼吸同期装置等を備えることができる。
被検体として特に制限はなく、ヒトであってもヒト以外の動物であってもよい。これらの被検体を対象として、癌、心臓疾患、脳疾患等の疾病の発見、診断、及び研究に、また創薬に使用することができる。また、被検体が治療線源であってもよい。 The diagnostic imaging apparatus of the present invention may include a signal processing circuit, an image display device, a subject moving device, an image reconstruction device, a subject built-in device movement amount respiratory synchronization device, and the like as necessary.
The subject is not particularly limited, and may be a human or a non-human animal. These specimens can be used for the discovery, diagnosis, and research of diseases such as cancer, heart disease, and brain disease, and for drug discovery. Further, the subject may be a therapeutic radiation source.

図１の検出器について位置分解能を求め、該検出器を用いた本発明の画像診断装置のRI分布像の空間分解能を算出した。あわせて、図１の検出器においてキャリアが発生した場合に生じる信号形状のシミュレーションを行い、実験結果と一致することを確認した。   The position resolution was obtained for the detector of FIG. 1, and the spatial resolution of the RI distribution image of the diagnostic imaging apparatus of the present invention using the detector was calculated. At the same time, the signal shape generated when carriers are generated in the detector of FIG. 1 was simulated and confirmed to match the experimental results.

実験は、図７に示すセットアップによって行った。γ線源として²²Naを用い、放出される１２７５ｋｅＶのγ線を第１のコリメータ（１）に通し、第１のＧｅ検出器（２）に入射した。第１の検出器では９個のセグメントで信号を観測した。第１の検出器で散乱されたγ線を第２のコリメータ（３）に通し、第２のＧｅ検出器（４）で吸収した。２つのコリメータのギャップはともに１ｍｍであった。 The experiment was performed with the setup shown in FIG. Using ²² Na as the γ-ray source, the emitted 1275 keV γ-ray was passed through the first collimator (1) and incident on the first Ge detector (2). In the first detector, the signal was observed in 9 segments. The γ rays scattered by the first detector were passed through the second collimator (3) and absorbed by the second Ge detector (4). The gap between the two collimators was 1 mm.

第１の検出器（２）に付与されたエネルギーＥ₁と第２の検出器（４）に付与されたエネルギーＥ₂の和が１２７５ｋｅＶとなる場合に、第１の検出器において２つのコリメータ（２及び４）で規定される各辺１ｍｍ立方体の中に、γ線が相互作用を生じた位置（ｘ_c，ｙ_c，ｚ_c）が存在する。そこで、Ｅ₁＋Ｅ₂＝１２７５ｋｅＶ の条件を満たす場合の検出器１の信号を解析した。測定は、プリアンプ及びシェイピングアンプの出力信号をデジタルオシロスコープで収集することによって行った。 If the sum of the first detector (2) energy E ₁ that is applied to the second detector (4) to the assigned energy E ₂ is 1275KeV, 2 two collimators in the first detector ( There are positions (x _c , y _c , z _c ) where γ rays interact in each side 1 mm cube defined in 2 and 4). Therefore, the signal of the detector 1 when the condition of E ₁ + E ₂ = 1275 keV is satisfied was analyzed. The measurement was performed by collecting the output signals of the preamplifier and the shaping amplifier with a digital oscilloscope.

得られた信号を図３，４及び図６に示す。図３及び４は、各セグメントでの信号の総和（トータル信号）について複数の測定結果を示す。図６は、入射セグメントと接する隣接セグメントでの信号（トランジエント信号）を示す。図４から、信号の形状がｚ_cに依存することがわかる。 The obtained signals are shown in FIGS. 3 and 4 show a plurality of measurement results for the total signal (total signal) in each segment. FIG. 6 shows a signal (transient signal) in an adjacent segment in contact with the incident segment. It can be seen from FIG. 4 that the signal shape depends on z _c .

図３及び５では、点電荷の作る電場をPoisson方程式   3 and 5, the electric field created by the point charge is expressed by the Poisson equation.

を実験系の境界条件の下で解いて行ったシミュレーションの結果も示す。シミュレーションの結果が実験結果を再現していることから、実験結果にかえてシミュレーションを利用した位置情報の算出が可能であることが解った。 We also show the results of a simulation conducted by solving under the boundary conditions of the experimental system. Since the simulation result reproduces the experimental result, it was found that the position information can be calculated using the simulation instead of the experimental result.

キャリアが生じた位置を求めるため、まず各セグメントの信号を比較し、最も強い信号が観測されたセグメントを入射セグメントとした。
次に、各セグメントでの信号の総和（トータル信号）について、図３及び４と同様のプロットを行った。その曲線の立ち上がりの形状（ライズ形状）を、既に測定済みの形状又はシミュレーションの形状と比較し、最も近い形状である既知の信号を選び、そのｚの値をｚ_cとした。 In order to determine the position where the carrier occurred, the signals of the segments were first compared, and the segment where the strongest signal was observed was determined as the incident segment.
Next, the same plots as in FIGS. 3 and 4 were performed for the total signal (total signal) in each segment. As the rise of the shape of the curve (rise shape), previously compared with the measured shape or simulation shape, select the known signal is the nearest shape and the value of the z and z _c.

なお、信号が最大到達強度の１０％から９０％まで増加するのに要する時間（T₁₉）とｚ_cとの関係を予め測定又はシミュレーションにより求め、そのT₁₉−ｚ_cの関係及びT₁₉の実測値から、ｚ_cを算出することもできる。また、ライズ形状をカーブフィットすることによりｚ_cを求めることもできる。 Note that the relationship between the time (T ₁₉ ) required for the signal to increase from 10% to 90% of the maximum arrival strength and z _c is obtained in advance by measurement or simulation, and the relationship between T ₁₉ -z _c and T ₁₉ Z _c can also be calculated from the actually measured value. Also, z _c can be obtained by curve fitting the rise shape.

次に、隣接セグメントでのトランジエント信号をシミュレーション又は実験結果と比較し、隣接セグメントとキャリア発生位置との相対位置を求めた。この比較において、上記で得たｚ_cを用いた。 Next, the transient signal in the adjacent segment was compared with the simulation or experimental result, and the relative position between the adjacent segment and the carrier generation position was obtained. In this comparison, z _c obtained above was used.

図６には、ｚ_c＝２ｍｍでありセグメント＃２が入射セグメントである場合に隣接セグメント＃５に生じたトランジエント信号の測定結果を示す。図５には、相互作用が生じた位置を（ｒ_c，φ_c，ｚ_c）＝（１．８ｃｍ，０°，２ｍｍ），（２．４ｃｍ，０°，２ｍｍ），及び（２．９ｃｍ，０°，２ｍｍ）とした場合のシミュレーション結果も示す。実測値とシミュレーションとの比較から、φ_c＝０°ではｒ_c＝１．８ｃｍが実験結果を最もよく再現することがわかった。この手順を様々なφ_cで行い、（ｒ_c，φ_c）が存在しうる曲線を作成した。引き続き、他の隣接セグメントを用いて（ｒ_c，φ_c）が存在しうる曲線を作成した。それらの曲線を重ね合わせ、（ｒ_c，φ_c）を求めた。 FIG. 6 shows the measurement result of the transient signal generated in the adjacent segment # 5 when z _c = 2 mm and the segment # 2 is the incident segment. In FIG. 5, the positions where the interaction occurs are (r _c , φ _c , z _c ) = (1.8 cm, 0 °, 2 mm), (2.4 cm, 0 °, 2 mm), and (2.9 cm). , 0 °, 2 mm) is also shown. From a comparison between the measured value and the simulation, it was found that r _c = 1.8 cm reproduces the experimental result best when φ _c = 0 °. This procedure was performed at various φ _c to create a curve where (r _c , φ _c ) may exist. Subsequently, a curve in which (r _c , φ _c ) may exist is created using another adjacent segment. These curves were superposed to obtain (r _c , φ _c ).

以上の様にして求めた（ｒ_c，φ_c）を用いてライズ形状のシミュレーションを行い、ライズ形状の測定結果と比較し、ｚ_cを精密化した。そのｚ_cを用い、上記の手順で（ｒ_c，φ_c）を精密化した。その後、ｚ_cの精密化及び（ｒ_c，φ_c）の精密化のサイクルを各パラメータが収束するまで適宜繰り返し、キャリア発生位置（ｒ_c，φ_c，ｚ_c）を求めた。 The rise shape was simulated using (r _c , φ _c ) obtained as described above, and compared with the measurement result of the rise shape, z _c was refined. Using the z _c , (r _c , φ _c ) was refined by the above procedure. Thereafter, the cycle of refinement of z _c and refinement of (r _c , φ _c ) was repeated as appropriate until each parameter converged to obtain the carrier generation position (r _c , φ _c , z _c ).

この様にして得た（ｒ_c，φ_c，ｚ_c）をコリメータにより規定した位置とを比較した結果、この検出器における位置分解能が１．５ｍｍ以下であることがわかった。
従って、この検出器を用いた画像診断装置の空間分解能は、被検体収納部が直径５０ｍｍとすると、１．５ｍｍ以下であるといえる。 As a result of comparing (r _c , φ _c , z _c ) obtained in this way with the position defined by the collimator, it was found that the position resolution in this detector was 1.5 mm or less.
Accordingly, it can be said that the spatial resolution of the diagnostic imaging apparatus using this detector is 1.5 mm or less when the subject storage portion has a diameter of 50 mm.

本発明の画像診断装置では、放射線検出器内でのキャリア発生について３次元位置情報を得ることができるため、被検体のRI分布像について空間位置分解能を改善することができる。さらに放射線検出器のエネルギー分解能が高いため、測定の精度及び感度が向上する。   In the diagnostic imaging apparatus of the present invention, since three-dimensional position information can be obtained for carrier generation in the radiation detector, the spatial position resolution of the RI distribution image of the subject can be improved. Furthermore, since the energy resolution of the radiation detector is high, measurement accuracy and sensitivity are improved.

図１は、本発明の放射線検出器を示す。右側の図が放射線入射面にあたり、円柱の側面を被検体に向ける態様で使用される。信号検出面はｚ＝０ｍｍの面であり、９つのセグメントに分割されている。FIG. 1 shows a radiation detector of the present invention. The figure on the right side corresponds to the radiation incident surface and is used in such a manner that the side surface of the cylinder faces the subject. The signal detection surface is a surface with z = 0 mm and is divided into nine segments. 図２は、本発明の放射線検出器を示す。中央の図が放射線入射面にあたり、円柱の側面を被検体に向ける態様で使用される。信号検出面はｚ＝０ｍｍ及び２０ｍｍの２つの面であり、それぞれストリップに分割されている。ｚ＝０ｍｍのストリップと２０ｍｍのストリップでは、向きが直交する。FIG. 2 shows the radiation detector of the present invention. The central figure corresponds to the radiation incident surface and is used in such a manner that the side surface of the cylinder faces the subject. The signal detection surfaces are two surfaces of z = 0 mm and 20 mm, and are divided into strips. For z = 0 mm and 20 mm strips, the orientations are orthogonal. 図３は、図１の検出器において相互作用の位置が（ｒ_c，ｚ_c）＝（０ｍｍ，２ｍｍ），（１８ｍｍ，２ｍｍ），（２４ｍｍ，２ｍｍ），（２９ｍｍ，２ｍｍ）である場合に測定された信号の時間変化（実線）、及び、同じ相互作用の位置でのシミュレーションの結果（破線）を示す。FIG. 3 shows the case where the interaction position is (r _c , z _c ) = (0 mm, 2 mm), (18 mm, 2 mm), (24 mm, 2 mm), (29 mm, 2 mm) in the detector of FIG. The time change (solid line) of the measured signal and the simulation result (dashed line) at the same interaction position are shown. 図４は、ｒ_c＝０ｍｍに固定しｚ_c＝２ｍｍ，６ｍｍ，１０ｍｍ，１４ｍｍ，１８ｍｍ，２０ｍｍとした場合のライズ形状の実測結果（実線）及びシミュレーション結果（破線）を示す。FIG. 4 shows an actual measurement result (solid line) and a simulation result (broken line) of the rise shape when r _c = 0 mm and z _c = 2 mm, 6 mm, 10 mm, 14 mm, 18 mm, and 20 mm. 図５は、図１の検出器において信号が最大到達強度の１０％から９０％に増加するのに要する時間（Ｔ₁₉）をｚ_cに対してプロットした曲線である。FIG. 5 is a curve in which the time (T ₁₉ ) required for the signal to increase from 10% to 90% of the maximum arrival intensity in the detector of FIG. 1 is plotted against z _c . 図６は、図１の検出器において隣接セグメントのトランジエント信号を示す。測定結果（実線）に加え、シミュレーションの結果（破線）も示す。FIG. 6 shows the transient signal of the adjacent segment in the detector of FIG. In addition to the measurement result (solid line), the simulation result (broken line) is also shown. 図７は、図１の検出器の位置分解能を調べるための信号波形の測定に用いたセットアップである。FIG. 7 shows a setup used for measurement of a signal waveform for examining the position resolution of the detector of FIG. 図８は、本発明の画像診断装置の概略図である。中央の被検体収納部に対し、放射線検出器が環状に配列されている。矢印は、ポジトロン消滅により反対方向に放出されるγ線のプライマリ光子の進行方向を示す。FIG. 8 is a schematic diagram of the diagnostic imaging apparatus of the present invention. Radiation detectors are arranged in a ring shape with respect to the central subject storage section. Arrows indicate the traveling direction of primary photons of γ rays emitted in the opposite direction due to positron annihilation.

符号の説明Explanation of symbols

１ 第１のコリメータ
２ 第１の検出器
３ 第２のコリメータ
４ 第２の検出器
５ デジタルオシロスコープ
１１ プリアンプ
１２ アンプ
１３ シェーピングアンプ
２１ プリアンプ
２２ アンプ
２３ シェーピングアンプ
２４ シェーピングアンプ DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 1st collimator 2 1st detector 3 2nd collimator 4 2nd detector 5 Digital oscilloscope 11 Preamplifier 12 Amplifier 13 Shaping amplifier 21 Preamplifier 22 Amplifier 23 Shaping amplifier 24 Shaping amplifier

Claims (21)

放射線と相互作用する物質で構成される検出部を備え、
入射した放射線が検出部と相互作用を生じた位置の３次元情報と、入射した放射線が検出部と相互作用を生じた時間と、入射した放射線が検出部に付与したエネルギーとを測定する、核医学画像診断用放射線検出器。 Equipped with a detector composed of a substance that interacts with radiation,
A nucleus that measures the three-dimensional information of the position where the incident radiation interacts with the detection unit, the time when the incident radiation interacts with the detection unit, and the energy applied by the incident radiation to the detection unit. Radiation detector for medical imaging diagnosis. 入射した放射線の検出部との相互作用がキャリアの発生を伴う電離作用であり、入射した放射線が検出部と相互作用を生じた位置がキャリア発生位置であり、入射した放射線が検出部と相互作用を生じた時間がキャリア発生時間である、請求項１の放射線検出器。 The interaction of the incident radiation with the detection part is the ionization action accompanied by the generation of carriers, the position where the incident radiation interacts with the detection part is the carrier generation position, and the incident radiation interacts with the detection part. The radiation detector according to claim 1, wherein the time at which the error occurs is a carrier generation time. 放射線と相互作用する物質で構成される検出部が２つの平行な面を有するよう構成し、その２つの平行な面に電圧を印加して検出部内に電場を発生させ；電圧を印加する面の一方又は両方を信号検出面とし、信号検出面を複数のセグメントに分割し；入射した放射線の電離作用によりキャリアが発生し、そのキャリアが電場によって信号検出面に移動し；各セグメントにおいて、キャリアの移動により誘導される電荷を電気信号に変換して測定し；それらの電気信号からキャリア発生位置の３次元情報が得られる；請求項２に記載の放射線検出器。 A detection unit composed of a substance that interacts with radiation is configured to have two parallel surfaces, and a voltage is applied to the two parallel surfaces to generate an electric field in the detection unit; One or both are used as a signal detection surface, and the signal detection surface is divided into a plurality of segments; carriers are generated by the ionizing action of incident radiation, and the carriers move to the signal detection surface by an electric field; The radiation detector according to claim 2, wherein electric charges induced by movement are converted into electric signals and measured; three-dimensional information of carrier generation positions is obtained from the electric signals; セグメントにおいて測定される電気信号を時間に対してプロットした曲線の形状から少なくとも１つの座標情報が得られる請求項１〜３の何れかに記載の放射線検出器。 The radiation detector according to claim 1, wherein at least one coordinate information is obtained from a shape of a curve obtained by plotting an electric signal measured in a segment with respect to time. セグメントが複数の群を構成し、セグメントの群の中で最も強い信号が得られたセグメントを選択することにより座標情報が得られる、請求項１〜４の何れかに記載の放射線検出器。 The radiation detector according to any one of claims 1 to 4, wherein the segment constitutes a plurality of groups, and coordinate information is obtained by selecting a segment from which the strongest signal is obtained. 放射線がγ線である請求項１〜５の何れかに記載の放射線検出器。 The radiation detector according to any one of claims 1 to 5, wherein the radiation is gamma rays. 検出部が半導体である請求項１〜６の何れかに記載の放射線検出器。 The radiation detector according to claim 1, wherein the detection unit is a semiconductor. 検出部が高純度ゲルマニウムである請求項１〜７の何れかに記載の放射線検出器。 The radiation detector according to claim 1, wherein the detection unit is high-purity germanium. 位置分解能が1.5 mm以下である請求項１〜８の何れかに記載の放射線検出器。 The radiation detector according to any one of claims 1 to 8, wherein the position resolution is 1.5 mm or less. 被検体収納部と、
該収納部の外周に配列された、請求項１〜９の何れかに記載された２以上の放射線検出器と、
該放射線検出器に入射した放射線が検出部と相互作用を生じた位置の３次元情報を算出する手段と、
入射した放射線が検出部と相互作用を生じた時間を検出する手段と、
入射した放射線が検出部に付与したエネルギーを測定する手段と、
を備え、入射した放射線が検出部と相互作用を生じた位置、入射した放射線が検出部と相互作用を生じた時間、及び入射した放射線が検出部に付与したエネルギーを用いて被検体のRI分布像が作成される核医学画像診断装置。 A subject storage section;
Two or more radiation detectors according to any one of claims 1 to 9, arranged on an outer periphery of the storage unit;
Means for calculating three-dimensional information of the position where the radiation incident on the radiation detector interacts with the detector;
Means for detecting the time when the incident radiation interacts with the detection unit;
Means for measuring the energy given to the detector by the incident radiation;
The RI distribution of the subject using the position where the incident radiation interacts with the detection unit, the time when the incident radiation interacts with the detection unit, and the energy applied by the incident radiation to the detection unit A nuclear medicine diagnostic imaging device where images are created. RIがポジトロン放出型であり、ポジトロンの消滅に伴って放出されるγ線を検出する請求項１０の画像診断装置。 The diagnostic imaging apparatus according to claim 10, wherein the RI is a positron emission type and detects γ-rays emitted as the positron disappears. 放射線検出器が散乱光子とプライマリ光子とを識別できるエネルギー分解能を有し、プライマリ光子の対のみを用いてRI分布像を得る請求項１１の画像診断装置。 12. The diagnostic imaging apparatus according to claim 11, wherein the radiation detector has an energy resolution capable of discriminating between scattered photons and primary photons, and obtains an RI distribution image using only primary photon pairs. 放射線検出器が散乱光子とプライマリ光子とを識別できるエネルギー分解能を有し、プライマリ光子−散乱光子の対、散乱光子−散乱光子の対、若しくはプライマリ光子−プライマリ光子の対、又はそれらの組み合わせを用いてRI分布像を得る請求項１１の画像診断装置。 The radiation detector has an energy resolution capable of discriminating between scattered photons and primary photons, using primary photon-scattered photon pairs, scattered photon-scattered photon pairs, or primary photon-primary photon pairs, or a combination thereof The diagnostic imaging apparatus according to claim 11, wherein an RI distribution image is obtained. 入射した放射線が検出部と相互作用を生じた時間及び入射した放射線が検出部に付与したエネルギーに基づき、１の放射線によって起きた２以上の相互作用の群を選択し；それらの相互作用における位置情報及び付与エネルギーから放射線放出位置を算出してRI分布像を得る；請求項１０の画像診断装置。 Select two or more groups of interactions caused by one radiation based on the time at which the incident radiation interacted with the detector and the energy applied by the incident radiation to the detector; position in those interactions The diagnostic imaging apparatus according to claim 10, wherein an RI distribution image is obtained by calculating a radiation emission position from information and applied energy. １の放射線によって起きた２以上の相互作用の各々が異なる検出器で起きたものである請求項１４の画像診断装置。 The diagnostic imaging apparatus according to claim 14, wherein each of the two or more interactions caused by one radiation is caused by a different detector. 空間分解能が1.5 mm以下である請求項１０〜１５の何れかに記載の画像診断装置。 The diagnostic imaging apparatus according to claim 10, wherein the spatial resolution is 1.5 mm or less. （ａ） 被検体から放出される放射線を被検体の周囲に配置した放射線検出器で検出し、入射した放射線が放射線検出器の検出部と相互作用を生じた時間と、入射した放射線が検出部と相互作用を生じた位置の３次元情報と、入射した放射線が検出部に付与したエネルギーとを測定する工程；
（ｂ） 入射した放射線が検出部と相互作用を生じた時間及び入射した放射線が検出部に付与したエネルギーを用い、１の現象から発生した放射線の対を選択する工程；
（ｃ） １の現象から発生した放射線の対の各々が検出部と相互作用を生じた位置の３次元情報に基づき、放射線放出位置を求める工程：
を含む、被検体のRI分布像を作成する方法。 (A) The radiation emitted from the subject is detected by a radiation detector disposed around the subject, the time when the incident radiation interacts with the detection unit of the radiation detector, and the incident radiation is the detection unit. Measuring the three-dimensional information of the position where the interaction has occurred and the energy imparted to the detector by the incident radiation;
(B) selecting a pair of radiation generated from one phenomenon using the time when the incident radiation interacts with the detection unit and the energy applied by the incident radiation to the detection unit;
(C) A step of obtaining a radiation emission position based on three-dimensional information of a position where each pair of radiation generated from the phenomenon of 1 interacts with the detection unit:
A method for creating an RI distribution image of a subject including 入射した放射線が検出部に付与したエネルギーを用いて、プライマリ光子−プライマリ光子の対を選別する工程をさらに含む、請求項１７の方法。 18. The method of claim 17, further comprising the step of selecting primary photon-primary photon pairs using energy imparted to the detector by incident radiation. 入射した放射線が検出部に付与したエネルギーを用いて、プライマリ光子−プライマリ光子の対、プライマリ光子−散乱光子の対、及び散乱光子−散乱光子の対を選別する工程をさらに含む、請求項１７の方法。 18. The method of claim 17, further comprising the step of selecting a primary photon-primary photon pair, a primary photon-scattered photon pair, and a scattered photon-scattered photon pair using energy applied by incident radiation to the detection unit. Method. （ｉ） 被検体から放出される放射線を被検体の周囲に配列された放射線検出器で検出し、入射した放射線が放射線検出器の検出部と相互作用を生じた時間と、入射した放射線が検出部と相互作用を生じた位置の３次元情報と、入射した放射線が検出部に付与したエネルギーとを測定する工程；
（ｉｉ） 入射した放射線が検出部と相互作用を生じた時間及び入射した放射線が検出部に付与したエネルギーを用い、１の放射線により生じた２以上の相互作用の群を選択する工程；
（ｉｉｉ） １の放射線により生じた２以上の相互作用の群について、入射した放射線が検出部と相互作用を生じた位置の３次元情報と、入射した放射線が検出部に付与したエネルギーとに基づき放射線放出位置を算出する工程；
を含む、被検体のRI分布像を作成する方法。 (I) The radiation emitted from the subject is detected by a radiation detector arranged around the subject, and the time when the incident radiation interacts with the detector of the radiation detector and the incident radiation is detected. Measuring the three-dimensional information of the position where interaction with the unit has occurred and the energy applied by the incident radiation to the detection unit;
(Ii) selecting a group of two or more interactions caused by one radiation using the time when the incident radiation has interacted with the detection unit and the energy applied by the incident radiation to the detection unit;
(Iii) Based on the three-dimensional information of the position where the incident radiation has interacted with the detection unit and the energy given by the incident radiation to the detection unit for two or more interaction groups caused by one radiation. Calculating a radiation emission position;
A method for creating an RI distribution image of a subject including １の放射線により生じた２以上の相互作用の各々が異なる検出器で生じたものである請求項２０の方法。 21. The method of claim 20, wherein each of the two or more interactions caused by one radiation is caused by a different detector.