JP2010217096A - Ｐｅｔ装置の同時計数のタイミング補正値を求める方法 - Google Patents

Abstract

【課題】ＰＥＴ装置の時間分解能を上げなくても、同時計数のタイミング補正値の精度を上げることができる方法を提供する。
【解決手段】基準線源からＰＥＴ装置の検出器リングの検出面に対し放射線を照射する（１）。ＰＥＴ検出器によって放射線を検出したとき、その検出時刻を、当該放射線を検出したＰＥＴ検出器の識別情報とともに記録する（２）。記録情報に基づき、ＰＥＴ装置の視野内に位置する全てのＰＥＴ検出器の対について、当該対をなすＰＥＴ検出器の間に生じる検出時刻の差を算出し、ＰＥＴ検出器の対毎に検出時刻の差をカウントすることによってＰＥＴ検出器の対毎のタイミングヒストグラムを取得する（３）。ＰＥＴ検出器の対毎に、タイミングヒストグラムのピーク位置を、その時間軸のスケールの単位よりも細かい単位で求めることにより、ＰＥＴ検出器の対毎のタイミング補正値を取得する（４）。
【選択図】図１

Description

本発明は、ＲＩ線源を含む薬剤の投与を受けた被検体内から互いに１８０°反対向きに放出される放射線を検出することによって、被検体の機能画像を生成するＰＥＴ装置の同時計数のタイミング補正値を求める方法に関する。

核医学診断装置の１つとして、ＰＥＴ（Positron Emission Tomography）装置が知られている。ＰＥＴ装置は、ＲＩ線源（陽電子放出核種）を含む薬剤の投与を受けた被検体内から互いに１８０°反対向きに放出されるγ線の対を同時計数することにより、ＲＩ線源の体内分布を画像化したＰＥＴ画像を生成し、生体機能を見るための装置であり、生体や疾病患の臨床検査等に応用されている。

ＰＥＴ装置は、γ線を検出するための複数個のＰＥＴ検出器モジュールから構成された検出器リングを備えている。ＰＥＴ検出器モジュールは、一般に、シンチレータ結晶の２次元的配列からなるシンチレータアレイを有するシンチレータブロックと、このシンチレータブロックに光結合された光電子増倍管とから構成されている。

被検体内から放出された放射線は、ＰＥＴ検出器モジュールのシンチレータ結晶に光電吸収され、それによってγ線のエネルギーが光に変換され、さらに、この光はＰＥＴ検出器モジュールの光電子増倍管によってパルス状の電気信号に変換され、この信号に基づいてγ線の入射位置、エネルギーおよび検出時刻が特定される。

ＰＥＴ装置においては、ＰＥＴ検出器によるγ線の検出時刻の遅れや、検出回路による処理の遅れ等を考慮して時間窓（Time Window）が設定され、前後して２度のγ線の検出がなされた場合に、それらが時間窓内にあれば、検出された２つのγ線は１つの電子・陽電子対の消滅によって同時に発生したγ線であると判定され、この電子・陽電子対の消滅地点が、それらのγ線を検出したＰＥＴ検出器を結ぶ直線上において特定される。
そして、ＰＥＴ装置は、被検体内から互いに１８０°反対向きに放出される一対のγ線を同時計数し、一定時間にわたって収集した同時計数データに基づいて、被検体内におけるＲＩ線源の分布画像（ＰＥＴ画像）を再構成し、ディスプレイ表示する。

この場合、より正確なＰＥＴ画像を得るために、γ線対を検出する一対のＰＥＴ検出器間に生じる検出時刻の差が、検出器リングの全体にわたって一様になるように同時計数のタイミングが補正される。
この同時計数のタイミングの補正においては、検出器リングの中央開口部内に基準線源を配置して基準線源から放射線を照射し、ＰＥＴ検出器によって放射線を検出したとき、その検出時刻を、当該放射線を検出したＰＥＴ検出器の識別情報とともに記録し、記録した情報に基づき、ＰＥＴ装置の視野内に位置する全てのＰＥＴ検出器の対について、対をなすＰＥＴ検出器の間に生じる検出時刻の差を算出し、検出時刻の差をカウントすることによってタイミングヒストグラムを取得した後、タイミングヒストグラムのピーク位置を求めることによってタイミング補正値が得られる。

しかしながら、タイミングヒストグラムのピーク位置は、ヒストグラムのビン数に基づいて決定されるので、タイミング補正値の精度は、放射線の検出時刻の測定精度（ＰＥＴ装置の時間分解能）による制限を受け、そのため、タイミング補正値の精度を上げるには、ＰＥＴ装置の時間分解能を向上させねばならないが、これを実現することは容易ではない。

また、ＰＥＴ画像の精度を上げるためには、ＰＥＴ検出器の空間分解能、すなわち、ＰＥＴ検出器に対するγ線の入射位置の検出精度を上げる必要がある。
ところで、γ線の入射位置は、γ線との相互作用により発光したシンチレータ結晶を識別することによって検出されるので、γ線がＰＥＴ検出器の検出面に斜めに入射してシンチレータ結晶の深部で発光が生じた場合には、実際のγ線の入射位置とγ線の検出位置との間にずれが生じ、それによってＰＥＴ検出器の空間分解能が低下する。

そこで、微小なシンチレータ結晶を複数段積層したものを２次元的に配列してシンチレータブロックとし、それに光電子増倍管を光結合したＤＯＩ検出器が提案されている。ＤＯＩ検出器によれば、シンチレータ結晶の深さ方向の放射線検出情報が得られるので、放射線がＤＯＩ検出器の検出面に斜めに入射した場合でも、空間分解能の低下が抑制出来る（例えば、特許文献１、２参照）。

しかしながら、シンチレータ結晶中では、γ線は光速で伝播するのに対し、蛍光（シンチレータ結晶による発光）は光速の１／３程度の速度でしか伝播しない。このため、ＤＯＩ検出器のようにシンチレータ結晶の積層構造を有するＰＥＴ検出器の場合、光電子増倍管に近いシンチレータ結晶の層による検出時間の方が、光電子増倍管から遠いシンチレータ結晶の層による検出時間よりも短くなる。さらには、１つのＤＯＩ検出器内においてもシンチレータ結晶の層毎に品質にバラツキが生じ、シンチレータ結晶の層毎に検出回路による測定誤差が異なる。
このため、従来と同じ方法で同時計数のタイミング補正を行うことができないという問題が生じていた。

特開２００５−４３１０４号公報 特開２００５−９０９７９号公報

したがって、本発明の課題は、ＰＥＴ装置の時間分解能を上げなくても、同時計数のタイミング補正値の精度を上げることができる方法を提供することにある。
また、本発明の課題は、検出器リングがＤＯＩ検出器から構成されている場合であっても、ＰＥＴ装置の同時計数のタイミング補正値を高精度で求めることができる方法を提供することにある。

上記課題を解決するため、第１発明は、複数個のＰＥＴ検出器から構成された検出器リングを有し、前記検出器リングの中央開口部内に、ＲＩ線源を含む薬剤の投与を受けた被検体が配置されたとき、前記被検体の内部から１８０°反対向きに放出される一対の放射線を、互いに対向する前記ＰＥＴ検出器によって同時計数し、蓄積した同時計数情報を用いて前記被検体内におけるＲＩ線源の分布画像を再構成するＰＥＴ装置の同時計数のタイミング補正値を求める方法であって、
（１）前記検出器リングの前記中央開口部内に基準線源を配置し、前記基準線源から前記検出器リングの検出面に対し放射線を照射するステップと、
（２）前記ＰＥＴ検出器によって前記放射線を検出したとき、その検出時刻を、当該放射線を検出したＰＥＴ検出器の識別情報とともに記録するステップと、
（３）前記ステップ（２）で記録した情報に基づき、前記ＰＥＴ装置の視野内に位置する全ての前記ＰＥＴ検出器の対について、前記対をなす前記ＰＥＴ検出器の間に生じる検出時刻の差を算出し、前記ＰＥＴ検出器の対毎に前記検出時刻の差をカウントすることによって前記ＰＥＴ検出器の対毎のタイミングヒストグラムを取得するステップと、
（４）前記ＰＥＴ検出器の対毎に、前記タイミングヒストグラムのピーク位置を、前記タイミングヒストグラムの時間軸のスケールの単位よりも細かい単位で求めることにより、前記ＰＥＴ検出器の対毎のタイミング補正値を取得するステップと、を有することを特徴とする方法を構成したものである。

第１発明において、前記ＰＥＴ検出器が、シンチレータ結晶の積層構造を有するＤＯＩ検出器であるとき、前記ＤＯＩ検出器内に前記シンチレータ結晶の層毎に異なる前記ＰＥＴ検出器が形成されたものとして、前記ステップ（１）〜（４）を実行することが好ましい。

上記課題を解決するため、また、第２発明は、複数個のＰＥＴ検出器から構成された検出器リングを有し、前記検出器リングの中央開口部内に、ＲＩ線源を含む薬剤の投与を受けた被検体が配置されたとき、前記被検体の内部から１８０°反対向きに放出される一対の放射線を、互いに対向する前記ＰＥＴ検出器によって同時計数し、蓄積した同時計数情報を用いて前記被検体内におけるＲＩ線源の分布画像を再構成するＰＥＴ装置の同時計数のタイミング補正値を求める方法であって、
（１）前記検出器リングの前記中央開口部内に基準線源を配置し、前記基準線源から前記検出器リングの検出面に対し放射線を照射するステップと、
（２）前記ＰＥＴ検出器によって前記放射線を検出したとき、その検出時刻を、当該放射線を検出したＰＥＴ検出器の識別情報とともに記録するステップと、
（３）前記ステップ（２）で記録した情報に基づき、前記ＰＥＴ装置の視野内に位置する全ての前記ＰＥＴ検出器の対について、前記対をなす前記ＰＥＴ検出器の間に生じる検出時刻の差を算出し、前記検出時刻の差をカウントすることによってタイミングヒストグラムを取得するステップと、
（４）前記タイミングヒストグラムのピーク位置を、前記タイミングヒストグラムの時間軸のスケールの単位よりも細かい単位で求めることにより、前記検出器リングのタイミング補正値を取得するステップと、を有することを特徴とする方法を構成したものである。

第２発明において、前記ＰＥＴ検出器が、シンチレータ結晶の積層構造を有するＤＯＩ検出器であるとき、前記ＤＯＩ検出器内に前記シンチレータ結晶の層毎に異なる前記ＰＥＴ検出器が形成されたものとして、前記ステップ（１）〜（４）を実行することが好ましい。

本発明によれば、検出器リングを構成するＰＥＴ検出器の対毎に得られたタイミングヒストグラム、または、検出器リングを構成するＰＥＴ検出器の全ての対について得られたタイミングヒストグラムのピーク位置を、当該タイミングヒストグラムの時間軸のスケールの単位よりも細かい単位で求め、ＰＥＴ装置の同時計数のタイミング補正値を求めるようにしたので、放射線の検出時刻の測定精度（ＰＥＴ装置の時間分解能）は従来のままで、ＰＥＴ装置の時間分解能を上げた場合に得られるのと同様の精度でタイミング補正値を得ることができる。

また、本発明によれば、ＰＥＴ検出器が、シンチレータ結晶の積層構造を有するＤＯＩ検出器であるときは、ＤＯＩ検出器内にシンチレータ結晶の層毎に異なるＰＥＴ検出器が形成されたものとして、従来のＰＥＴ検出器の場合と同様に、同時計数のタイミング補正値を高精度で容易に求めることができる。

本発明の１実施例によるＰＥＴ装置の同時計数のタイミング補正値を求める方法のフロー図である。 本発明の別の実施例によるによるＰＥＴ装置の同時計数のタイミング補正値を求める方法のフロー図である。 本発明の方法が適用されるＰＥＴ装置の主要部の概略構成を示す図である。 本発明の方法が適用されるＰＥＴ装置のＰＥＴ検出器モジュールの構成を示す斜視図である。 シンチレータ結晶の２層構造を有するＤＯＩ検出器を備えたＰＥＴ装置の時間分解能を０．５ｎｓとした場合のタイミングヒストグラムを示すグラフである。 シンチレータ結晶の２層構造を有するＤＯＩ検出器を備えたＰＥＴ装置の時間分解能を２ｎｓとした場合のタイミングヒストグラムを示すグラフである。

以下、添付図面を参照して本発明の好ましい実施例について説明する。図１は、本発明の１実施例によるＰＥＴ装置の同時計数のタイミング補正値を求める方法のフロー図であり、図３は、本発明の方法が適用されるＰＥＴ装置の主要部の概略構成を示す図である。また、図４は、本発明の方法が適用されるＰＥＴ装置のＰＥＴ検出器モジュールの構成を示す斜視図である。
図３を参照して、ＰＥＴ装置は、複数のＰＥＴ検出器モジュール２から構成された検出器リング１を備えている。そして、ＲＩ線源を含む薬剤の投与を受けた被検体４を臥位に支持した天板５が、被検体４の体軸と検出器リング１の軸とが平行になるような配置で検出器リング１の中央開口部３に配置されるとともに、検出器リング１の軸方向に沿って往復運動せしめられる。

ＰＥＴ検出器モジュール２は、この実施例では、図４（Ａ）に示すように、シンチレータ結晶１１の２次元的配列（検出素子マトリクスが９×１０）からなるシンチレータアレイを有するシンチレータブロック１２と、このシンチレータブロック１２に光結合された４本の光電子増倍管１３とから構成されている。

ＰＥＴ検出器モジュール２においては、各１個のシンチレータ結晶１１と、それに光結合された光電子増倍管１３とから各１個のＰＥＴ検出器が形成され、被検体４内から放出された放射線は、ＰＥＴ検出器のシンチレータ結晶１１に光電吸収され、それによって放射線のエネルギーが光に変換され、さらに、この光は光電子増倍管１３によって電気信号に変換される。

各ＰＥＴ検出器モジュール２の後段には前置回路６が接続され、各前置回路６からは、検出した放射線の波高値、検出時刻のデータおよびＰＥＴ検出器の識別情報を含むデータが出力される。同時計数回路７は、検出時刻のデータおよびＰＥＴ検出器の識別情報に基づいて同時計数を行い、放射線の検出位置を特定し、メモリ部８に記録する。画像再構成部９は、メモリ部８に記録された同時計数データに基づいて画像再構成処理を行い、ＰＥＴ画像を生成する。生成されたＰＥＴ画像は表示装置１０に表示される。

図１を参照して、本発明の方法によれば、まず、検出器リング１の中央開口部３内に基準線源が配置され、基準線源から検出器リング１の検出面に対し放射線が照射される（ステップ１）。この実施例では、基準線源は、５１１ｋｅＶのγ線を放出する核種からなっている。

次に、ＰＥＴ検出器によって放射線（γ線）が検出されたとき、その検出時刻が、当該放射線（γ線）を検出したＰＥＴ検出器の識別情報とともに記録される（ステップ２）。
この場合、ＰＥＴ検出器モジュール２中の放射線（γ線）を検出したＰＥＴ検出器（シンチレータ結晶１１）の特定が、前置回路６において、次のようにしてなされる。すなわち、収集された各光電子増倍管１３の出力信号を用いて重心演算がなされ、得られた重心位置が９×１０領域に区分けされた２次元位置マップ上に投影される。そして、２次元位置マップ上における各シンチレータ結晶１１に対応する位置ルックアップテーブルが作成され、それによって、放射線（γ線）と相互作用したシンチレータ結晶１１が特定される。

さらに、このとき、前置回路６において、ＰＥＴ検出器（シンチレータ結晶１１）による放射線（γ線）の検出時刻が、例えば、ＬＥＴ（Leading Edge Trigger）方式、またはＣＦＤ（Constant Fraction Discriminator）方式によって決定される。ＬＥＴ方式は、γ線のエネルギー（強度）が立ち上がる際に、エネルギーが予め設定した閾値に到達した時点を検出時刻とする方式である。ＣＦＤ方式は、放射線（γ線）の時間−エネルギー（強度）曲線について、測定値を所定値だけ増大させた曲線と、測定値のままの曲線とを、時間軸方向にずらすとともに、エネルギー軸方向にもずらして（Walkを履かせて）、両曲線の交点を求め、その交点を放射線（γ線）の検出時刻とする方式である。また、ＴＤＣ（Time to Digital Converter）素子を用いても良い。

そして、ステップ２で記録された情報に基づき、ＰＥＴ装置の視野内に位置する全てのＰＥＴ検出器の対について、当該対をなすＰＥＴ検出器の間に生じる検出時刻の差が算出され、ＰＥＴ検出器の対毎に検出時刻の差をカウントすることによってＰＥＴ検出器の対毎のタイミングヒストグラムが取得される（ステップ３）。

さらに、ＰＥＴ検出器の対毎に、タイミングヒストグラムのピーク位置が、タイミングヒストグラムの時間軸のスケールの単位よりも細かい単位で求められ、ＰＥＴ検出器の対毎のタイミング補正値が取得される（ステップ４）。

このステップ４について具体的に説明する。
タイミングヒストグラムは、検出時刻の差毎に計数値がプロットされたものであるから、ヒストグラムの時間軸のスケールの単位は検出時刻の測定精度で決まる。例えば、放射線の検出時刻の測定精度（＝ＰＥＴ装置の時間分解能）が２ｎｓであれば、タイミングヒストグラムの時間軸の単位は２ｎｓとなる。この場合、従来法によれば、タイミングヒストグラムのピーク位置は２ｎｓ単位で求められるので、タイミング補正精度も２ｎｓとなる。したがって、従来法では、タイミング補正精度を上げるには、ＰＥＴ装置の時間分解能を上げなければならなかった。
本発明では、タイミングヒストグラムのピーク位置を、タイミングヒストグラムの時間軸のスケールの単位よりも細かい単位で求め、求めたピーク位置からタイミング補正値を算出することにより、ＰＥＴ装置の時間分解能は従来のままで、タイミング補正精度を上げた。

タイミングヒストグラムのピーク位置の算出法としては、例えば、タイミングヒストグラムが基本的にピークを中心にして左右対称となるという点に鑑み、ピーク位置を重心演算から求める方法、あるいは、タイミングヒストグラムをガウス関数によって近似し、この近似曲線に基づき、タイミングヒストグラムの時間軸のスケールの単位よりも細かい単位でピーク位置を求める方法を用いることができる。

こうして、本発明の方法によれば、検出器リングを構成するＰＥＴ検出器の対毎に得られたタイミングヒストグラムのピーク位置を、タイミングヒストグラムの時間軸のスケールの単位よりも細かい単位で求め、ＰＥＴ装置の同時計数のタイミング補正値を求めることにより、ＰＥＴ装置の時間分解能は従来のままで、ＰＥＴ装置の時間分解能を上げた場合に得られるのと同様の精度でタイミング補正値を得ることができる。

以上、本発明の好ましい１実施例について説明したが、本発明の構成は、上記実施例に限定されない。例えば、上記実施例では、検出器リングを構成するＰＥＴ検出器モジュールが、シンチレータ結晶の２次元的配列からなるシンチレータアレイの単層構造を有するようなＰＥＴ装置に本発明を適用したが、本発明を、図４（Ｂ）に示すようなＤＯＩ検出器モジュールから構成された検出器リングを備えたＰＥＴ装置にも適用することもできる。図４（Ｂ）において、ＤＯＩ検出器モジュール２’は、シンチレータ結晶１１’の２次元的配列（検出素子マトリクスが９×１０）からなるシンチレータアレイの２層構造を有するシンチレータブロック１２’と、このシンチレータブロック１２’に光結合された４本の光電子増倍管１３とから構成されている。
ＤＯＩ検出器モジュール２’においては、上下に積み重ねられた各１個のシンチレータ結晶１１’の対と、それに光結合された光電子増倍管１３とから各１個のＤＯＩ検出器が形成される。

そして、ＤＯＩ検出器モジュールの場合には、ＤＯＩ検出器内に、シンチレータ結晶の層毎に異なるＰＥＴ検出器が形成されたものとして、図１のステップ１〜４が実行される。それによって、上述した通常のＰＥＴ検出器の場合と同様にして、高精度でタイミング補正値を求めることができる。
すなわち、図４（Ｂ）に示すような２層のＤＯＩ検出器の場合、１対のＤＯＩ検出器について、２^２＝４通りのＰＥＴ検出器の対が存在する。したがって、これらの４つのＰＥＴ検出器の対のそれぞれについて放射線（γ線）の検出時刻の差をカウントしてタイミングヒストグラムを取得し、そのピーク位置を求めてタイミング補正値を算出する。

次に、本発明の方法によってタイミング補正値の精度を上げると、ＰＥＴ装置の時間分解能を高めたのと同等の効果が得られるのかを確認するために、ＰＥＴ装置の時間分解能とタイミング補正値の精度との関係を実験で調べた。この実験では、図４（Ｂ）に示したＤＯＩ検出器モジュールから構成された検出器リングを備えたＰＥＴ装置を用いた。そして、各ＤＯＩ検出器について、光電子増倍管から遠い側にあるシンチレータ結晶の層をＤＯＩ０層、近い側にあるシンチレータ結晶をＤＯＩ１層として、ＤＯＩ層毎に別々のＰＥＴ検出器が形成されたものとして、放射線（γ線）が検出されるたびに、検出時刻と、検出したＰＥＴ検出器の識別情報を記録した。そして、この記録情報に基づき、ＰＥＴ装置の視野内に位置する全てのＰＥＴ検出器の対について、ＰＥＴ検出器間に生じる検出時刻の差を算出し、ＰＥＴ検出器の対毎に検出時刻の差をカウントしてタイミングヒストグラムを取得した。

取得したタイミングヒストグラムを図５および図６のグラフに示す。なお、図５および図６においては、明瞭のために、ＤＯＩ１層から形成されたＰＥＴ検出器、およびＤＯＩ０層から形成されたＰＥＴ検出器の対に関するタイミングヒストグラムのみを示した。また、図５のタイミングヒストグラムは、ＰＥＴ装置の時間分解能を０．５ｎｓとした場合のものであり、図６のタイミングヒストグラムは、ＰＥＴ装置の時間分解能を２ｎｓとした場合のものである。

そして、図５および図６のタイミングヒストグラムのそれぞれのピーク位置を求め、タイミング補正値を求めた。図５のタイミングヒストグラムからは、−１．５ｎｓ（ＤＯＩ０層‐ＤＯＩ１層の対）と、２．５ｎｓ（ＤＯＩ１層‐ＤＯＩ０層の対）のタイミング補正値が得られた。また、図６のタイミングヒストグラムからは、−２ｎｓ（ＤＯＩ０層‐ＤＯＩ１層の対）と、２ｎｓ（ＤＯＩ１層‐ＤＯＩ０層の対）のタイミング補正値が得られた。
すなわち、時間分解能が高いほど得られるタイミング補正値の精度も上がることがわかる。このことから、本発明の方法によってタイミング補正値の精度を上げると、ＰＥＴ装置の時間分解能を高めたのと同等の効果が得られることがわかった。

図１の実施例では、検出器リングを構成するＰＥＴ検出器の対毎に、タイミング補正値を求めたが、本発明によれば、検出器リングのタイミング補正値を求めることもできる。図２には、検出器リングのタイミング補正値を求める実施例のフロー図を示した。
図２に示すように、この実施例では、ステップ１〜ステップ２までは、図１の実施例と同様の構成となっている。

そして、ステップ２で記録された情報に基づき、ＰＥＴ装置の視野内に位置する全てのＰＥＴ検出器の対について、当該対をなすＰＥＴ検出器の間に生じる検出時刻の差が算出されるとともに、検出時刻の差がカウントされることによってタイミングヒストグラムが取得される（ステップ３）。

さらに、タイミングヒストグラムのピーク位置が、タイミングヒストグラムの時間軸のスケールの単位よりも細かい単位で求められ、検出器リングのタイミング補正値が取得される（ステップ４）。この場合、タイミングヒストグラムのピーク位置の算出法は、図１の実施例の場合と同様である。

また、この実施例の場合も、図１の実施例と同様、シンチレータ結晶の単層構造を有するＰＥＴ検出器だけでなく、シンチレータ結晶の積層構造を有するＤＯＩ検出器についても、ＤＯＩ検出器内にシンチレータ結晶の層毎に異なるＰＥＴ検出器が形成されたものとして、ステップ１〜４を実行することにより、高精度のタイミングヒストグラムを容易に取得することができる。

本発明では、タイミングヒストグラムのピーク位置を、ＰＥＴ装置の時間分解能よりも細かい単位で求めることで、タイミング補正値の精度を上げるようにしたが、タイミング補正値の精度を上げる別の方法として、検出器リングの各ＰＥＴ検出器から出力される放射線の検出時刻のデータに、乱数を用いて、下位１ビットを付加することで、データのビット数を増大させ、それによってＰＥＴ装置の時間分解能を擬似的に拡張することによって、タイミング補正値の精度を上げることも考えられる。

１ 検出器リング
２ ＰＥＴ検出器モジュール
２’ ＤＯＩ検出器モジュール
３ 中央開口部
４ 被検体
５ 天板
６ 前置回路
７ 同時計数回路
８ メモリ部
９ 画像再構成部
１０ 表示装置
１１、１１’ シンチレータ結晶
１２、１２’ シンチレータブロック
１３ 光電子増倍管

Claims (4)

1. 複数個のＰＥＴ検出器から構成された検出器リングを有し、前記検出器リングの中央開口部内に、ＲＩ線源を含む薬剤の投与を受けた被検体が配置されたとき、前記被検体の内部から１８０°反対向きに放出される一対の放射線を、互いに対向する前記ＰＥＴ検出器によって同時計数し、蓄積した同時計数情報を用いて前記被検体内におけるＲＩ線源の分布画像を再構成するＰＥＴ装置の同時計数のタイミング補正値を求める方法であって、
   （１）前記検出器リングの前記中央開口部内に基準線源を配置し、前記基準線源から前記検出器リングの検出面に対し放射線を照射するステップと、
   （２）前記ＰＥＴ検出器によって前記放射線を検出したとき、その検出時刻を、当該放射線を検出したＰＥＴ検出器の識別情報とともに記録するステップと、
   （３）前記ステップ（２）で記録した情報に基づき、前記ＰＥＴ装置の視野内に位置する全ての前記ＰＥＴ検出器の対について、前記対をなす前記ＰＥＴ検出器の間に生じる検出時刻の差を算出し、前記ＰＥＴ検出器の対毎に前記検出時刻の差をカウントすることによって前記ＰＥＴ検出器の対毎のタイミングヒストグラムを取得するステップと、
   （４）前記ＰＥＴ検出器の対毎に、前記タイミングヒストグラムのピーク位置を、前記タイミングヒストグラムの時間軸のスケールの単位よりも細かい単位で求めることにより、前記ＰＥＴ検出器の対毎のタイミング補正値を取得するステップと、を有することを特徴とする方法。
2. 前記ＰＥＴ検出器が、シンチレータ結晶の積層構造を有するＤＯＩ検出器であるとき、前記ＤＯＩ検出器内に前記シンチレータ結晶の層毎に異なる前記ＰＥＴ検出器が形成されたものとして、前記ステップ（１）〜（４）を実行することを特徴とする請求項１に記載の方法。
3. 複数個のＰＥＴ検出器から構成された検出器リングを有し、前記検出器リングの中央開口部内に、ＲＩ線源を含む薬剤の投与を受けた被検体が配置されたとき、前記被検体の内部から１８０°反対向きに放出される一対の放射線を、互いに対向する前記ＰＥＴ検出器によって同時計数し、蓄積した同時計数情報を用いて前記被検体内におけるＲＩ線源の分布画像を再構成するＰＥＴ装置の同時計数のタイミング補正値を求める方法であって、
   （１）前記検出器リングの前記中央開口部内に基準線源を配置し、前記基準線源から前記検出器リングの検出面に対し放射線を照射するステップと、
   （２）前記ＰＥＴ検出器によって前記放射線を検出したとき、その検出時刻を、当該放射線を検出したＰＥＴ検出器の識別情報とともに記録するステップと、
   （３）前記ステップ（２）で記録した情報に基づき、前記ＰＥＴ装置の視野内に位置する全ての前記ＰＥＴ検出器の対について、前記対をなす前記ＰＥＴ検出器の間に生じる検出時刻の差を算出し、前記検出時刻の差をカウントすることによってタイミングヒストグラムを取得するステップと、
   （４）前記タイミングヒストグラムのピーク位置を、前記タイミングヒストグラムの時間軸のスケールの単位よりも細かい単位で求めることにより、前記検出器リングのタイミング補正値を取得するステップと、を有することを特徴とする方法。
4. 前記ＰＥＴ検出器が、シンチレータ結晶の積層構造を有するＤＯＩ検出器であるとき、前記ＤＯＩ検出器内に前記シンチレータ結晶の層毎に異なる前記ＰＥＴ検出器が形成されたものとして、前記ステップ（１）〜（４）を実行することを特徴とする請求項３に記載の方法。

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