WO2009157526A1 - ガンマ線検出器、放射線診断装置、断層像撮影装置、及び、その解析方法 - Google Patents
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- G01T1/2985—In depth localisation, e.g. using positron emitters; Tomographic imaging (longitudinal and transverse section imaging; apparatus for radiation diagnosis sequentially in different planes, steroscopic radiation diagnosis)
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Definitions
- the present invention relates to a gamma ray detector, a radiation diagnostic apparatus, a tomographic imaging apparatus, and an analysis method thereof, and more particularly, a gamma ray detector that can be realized with ultrahigh sensitivity and low cost without using a collimator, and the gamma ray detector.
- the present invention relates to a radiation diagnostic apparatus, a tomographic imaging apparatus, and an analysis method thereof.
- PET positron emission tomography
- a collimator, NaI (sodium iodide), and PMT (photomultiplier tube) are stacked to form parallel fine holes.
- NaI sodium iodide
- PMT photomultiplier tube
- Patent Document 2 describes a SPECT (single photon tomography apparatus) / PET combined apparatus in which a gamma ray detector is arranged so as to sandwich a measurement target.
- Patent Document 3 discloses a gamma ray detection in which a scintillator group in which a large number of column scintillators are closely bonded and an APD array including a large number of avalanche photodiodes (APDs) in close contact with the scintillator is optically coupled.
- APDs avalanche photodiodes
- the present invention has been made to solve the above-described conventional problems, and to provide a gamma ray detector capable of realizing an ultra-high S / N ratio, high energy resolution, high spatial resolution, and high time resolution at low cost. Is an issue.
- the present invention relates to a gamma ray detector for detecting gamma rays emitted from a measurement object, an organic scintillator for detecting Compton electrons due to the gamma rays emitted from the measurement object, and an inorganic scintillator for detecting Compton gamma rays. And a light detector for detecting light emission from each scintillator, and selecting a pair based on the same event based on the detection time and detection energy of each light detector from the light emission of the organic scintillator and the light emission of the inorganic scintillator This problem is solved by performing synchronous measurement.
- noise elimination performance can be enhanced by performing synchronous measurement in each detector module.
- the gamma ray detection window determined to be synchronous measurement can be used as a criterion for the detection time of organic scintillator emission.
- the detection window generation width can be reduced depending on whether a very short short time window that matches the light emission time width of the organic scintillator and a relatively long long time window that matches the light emission time width of the inorganic scintillator overlap or not.
- the measurement accuracy can be increased by changing.
- the overlapping width is used as a detection window, and the detection time reference It can be.
- a very short short time window that matches the light emission time width of the organic scintillator and a relatively long long time window that matches the light emission time width of the inorganic scintillator do not overlap, a very short short time that matches the light emission time width of the organic scintillator
- the window can be used as a detection window, and can be used as a reference for detection time.
- each detection time and each detected energy detected by the photodetector for inorganic scintillator and the photodetector for organic scintillator are scanned along the time axis with a synchronous scanning window having a predetermined time width, and the synchronous scanning window passes through the organic flag.
- the flag in the synchronous scanning window can be detected immediately before the operation.
- the total value of the detection energy of all the flags in the synchronous scanning window is obtained immediately before the synchronous scanning window passes through the organic flag, and when the total value is smaller than the reference value of the emission energy of gamma rays, the organic flag Can be determined as noise.
- the energy of the organic flag is detected immediately before the synchronous scanning window passes through the organic flag, and when the detected energy is larger than the reference value of the emission energy of gamma rays, the organic flag can be determined as noise. .
- the measurement time accuracy can be improved by using the synchronous measurement window as a reference for the measurement time of the simultaneous measurement.
- the emission region of the measurement object can be limited by configuring the detector modules in pairs across the measurement object and reconstructing the gamma rays by each detector module.
- the detector module is configured in pairs with the measurement target interposed therebetween, and the emission position of the measurement target is specified on the line without Fourier transform by connecting the emission positions of the gamma rays in each organic scintillator. be able to.
- the emission region limited as described above can be specified on the line as described above.
- the distance from the organic scintillator to be measured can be obtained by time-of-flight analysis in the emission region limited as described above.
- time-of-flight analysis can be performed based on the output of each of the paired detector modules.
- the inorganic scintillator can be disposed on the side surface of the organic scintillator.
- the inorganic scintillator can be formed in a wedge shape with a narrow measurement target side.
- a photodetector for detecting the light emission distribution in the Y direction can be provided.
- a photodetector can be disposed along the XY central axis of the light extraction surface of the scintillator.
- the gamma ray detector can be a single detector module.
- the gamma ray detector can be a detector for a SPECT apparatus.
- the gamma ray detector can be a detector for a PET apparatus.
- the present invention also provides a radiation diagnostic apparatus in which the gamma ray detector is arranged around a measurement target.
- the present invention provides a tomographic imaging apparatus characterized in that the gamma ray detectors are arranged in pairs so as to detect a pair of annihilation gamma rays radiated in opposite directions from the measurement object.
- the present invention also provides a tomographic imaging apparatus characterized by performing time-of-flight analysis based on the output of the paired gamma ray detector.
- the present invention also provides a procedure for identifying energy in the tomography apparatus described above by a gamma ray detection window that matches the characteristics of the organic scintillator, and a procedure for identifying gamma rays by the sum of the energy of the organic scintillator and the inorganic scintillator. From the scintillation distribution in the organic scintillator, the procedure for calculating the fluorescent coordinates in the organic scintillator and the fluorescent coordinates of the two organic scintillators that are paired with the line are used to identify the area specified only by the energy information on the line. And a method for identifying the three-dimensional coordinates of the radionuclide on the line from the time difference between the gamma rays arriving at the two organic scintillators that form a pair. To do.
- the present invention provides a computer program that can be read from a storage medium for causing a computer to execute the analysis method of the tomography apparatus.
- a computer-readable storage medium storing the computer program is provided.
- organic scintillators have been made unsuitable for gamma ray detection due to their low density and high gamma ray transmission.
- gamma rays can be detected in a wide energy region (several tens of keV to several MeV) by using a synchronous measurement method that is a newly invented analysis method combined with an inorganic scintillator. Therefore, the software features and hardware features of the present invention will be described in order.
- the software feature of the present invention is a synchronous measurement method.
- the synchronous measurement method is a method of selecting a pair based on the same event based on the detection time and detection energy of each photodetector that detects the light emission of the organic scintillator and the light emission of the inorganic scintillator.
- the synchronous measurement method will be described with reference to the flowcharts of FIGS.
- the detector module includes an organic light emission signal (Sa1-1) and an inorganic light emission signal (Sa1-2) for detecting gamma rays, and a processing circuit A1 that photoelectrically converts each light emission signal. (Sa2-1) and processing circuit A2 (Sa2-1). Each processing circuit generates an electrical signal having time and energy (T / E) information related to the detected gamma ray based on each light emission signal.
- the synchronous measurement method refers to the electrical signals created by the processing circuits A1 and A2, and the T / E memory creation (Sa3), synchronous window scanning (Sa4), and E check (S5) that are a series of statuses.
- Synchronous measurement determination (Sa6), pair list creation (Sa7) are sequentially processed to remove noise events from the gamma-ray emission signals detected by the detector module, and organic emission signals based on the true events (Sa1-1) And a pair of inorganic light emission signals (Sa1-2).
- the processing content of each status will be described by taking as an example a case where gamma rays of energy E are incident on the detector module (S0).
- FIG. 22 shows an example in which the organic light emission signal (Sa1-1) is written as energy indicated by a numerical value in the generated clock time row of the organic flag row and the inorganic light emission signal (Sa1-2) of the inorganic flag row, respectively. Show. A numerical value shows the relative value of energy.
- the synchronous window scan is a window having a predetermined time ⁇ T width, and scans from the smaller number of clocks in the T / E memory table shown in FIG. 22 toward the larger one to detect an energy flag in the window.
- This time information scan is performed for the purpose of examining whether or not the gamma rays once scattered by the organic scintillator can be detected by the inorganic scintillator.
- attention is first paid to the organic flag.
- the organic flag is detected at the rear end of the time width, other flags in the window are also detected. That is, scanning is performed from the organic flag for the presence of another flag within the time ⁇ T, and when it is detected, the energy value of each flag is read, and the status is transferred to the subsequent E check (Sa5).
- the E-check (Sa5) uses a pair of signals (TRUE signals) based on the true event generated by the same gamma ray from the organic light emission signal (Sa-1) and the inorganic light emission signal (Sa-2). Status that examines data for selection using information.
- the organic energy E-1 and the inorganic energy E-2 are added together, and it is checked whether or not the added value is within the error range ( ⁇ ⁇ E) of the energy (E) of the gamma rays incident on the detector module.
- E ⁇ ⁇ E is set to 100 ⁇ 3 as a TRUE candidate. If the sum is within the energy range, the status is shifted to synchronous measurement determination (Sa6).
- FIG. 6 synchronous measurement determination
- a synchronous scanning window 10002, a synchronous scanning window 10006, a synchronous scanning window 10011, and a synchronous scanning window 10014 are TRUE signals. Since the total value of the energy of the organic flag and the energy of the inorganic flag exceeds 100 ⁇ 3, the synchronous scanning window 10018 is simply treated as a FALSE signal, that is, noise. However, if the number of events of the TRUE signal is small, the TRUE signal can be obtained by re-analyzing the clock, the predetermined set time ⁇ T and the energy error ⁇ E even with the FALSE signal such as the synchronous scanning window 10018. It becomes possible.
- the organic light emission signal (Sa1-1) and the inorganic light emission signal (Sa1-2) are obtained based on the time and energy information confirmed by the synchronous window scanning (Sa4) and the E check (Sa5). This is a status for determining that the pair signals are based on a true event generated by the same gamma ray.
- the pair signal data is moved to the subsequent pair list creation (Sa7) status to create a list of TRUE data.
- the pair list creation (Sa7) is a status in which the number of true events is counted and information including an event number, an organic light emission signal (Sa-1), and an inorganic light emission signal (Sa-2) is tabulated.
- FIG. 23 illustrates the determination of whether or not the signal is based on a true event performed in the statuses of synchronous window scanning (Sa4), E check (Sa5), synchronous measurement determination (Sa6), and pair list creation (Sa7).
- the synchronous scanning window (window) will be described in more detail.
- the synchronous scanning window is a window having a predetermined time ⁇ T width, and scans from the smaller number of clocks in the T / E memory (Sa3) table shown in FIG. 22 to detect the energy flag in the window. To do.
- the synchronous scanning window starts scanning (Sc-1) along the time axis, and when the organic detection energy flag is detected, the organic detection energy is detected.
- Standard organic detection energy is detected (Sc-3). This detected value is compared with, for example, the energy of 511 keV gamma rays (referred to as reference energy) released from the body (Sc-4). If the detected value is larger (Sc-5), the detected value is converted into noise. (Sc-9).
- N B DE + b DT (1)
- a gamma ray noise signal due to Compton scattering is included in the energy region of gamma rays to be measured.
- the detector scintillator has the following module configuration.
- An organic scintillator, an inorganic scintillator, and a photodetector are configured as one module, and gamma rays emitted from the measurement object are measured in a two-stage configuration of an organic scintillator and an inorganic scintillator.
- Compton electrons are detected with an organic scintillator, and then Compton gamma rays are detected with an inorganic scintillator. It is detected by constructing a gamma ray peak by adding the energy obtained by both scintillators.
- the photodetector module includes a scintillator and a processing unit in the subsequent stage.
- the accidental background event can be expressed as follows using the detection window (time width) ⁇ T (sec) of the detector module.
- N1 (counts / sec) and N2 (counts / sec) are gamma ray detection rates of the two scintillators.
- B DT 2 * DT ⁇ N 1 ⁇ N 2 ... (3)
- the organic scintillator / inorganic scintillator hybrid type diagnostic apparatus makes it possible to put TOF-type PET into practical use by taking advantage of the quick time response characteristic of the organic scintillator.
- E ⁇ is the energy of the reconstructed gamma ray
- E Org is the energy obtained with the organic scintillator
- E Inorg is the energy obtained with the inorganic scintillator
- ⁇ Org is the energy resolution of the organic scintillator
- ⁇ Inorg is the energy of the inorganic scintillator It is energy resolution.
- the characteristics of the organic scintillator are utilized. Since the organic scintillator has a low density, the probability that incident gamma rays will cause multiple scattering inside the scintillator is very low, and many fluorescent sources are not generated in the scintillator. Further, since the attenuation rate of scintillation light generated in the scintillator is very low, the interaction point of gamma rays inside the scintillator can be obtained with high accuracy and three-dimensional coordinates using the distribution of scintillation light obtained by measurement. it can.
- a light detector for detecting the light emission distribution in the X-axis direction above the (XY plane) on the light extraction surface of the scintillator and a light detection for detecting the light distribution in the Y-axis direction If the device is provided so as to face optically, the fluorescence emission position in the scintillator can be detected. Even if this is a light emission phenomenon that does not occur directly above the detector, since the light emission is projected conically toward the light extraction surface of the scintillator, it is detected even by a detector that does not exist directly below the light emission position (no optical facing). Take advantage of what you can do.
- the number of detector elements can be reduced, the cost of the light detector can be reduced, and the detection data processing speed can be increased. Can be made.
- Small diagnostic device By modularizing the detector, a medical diagnostic device can be developed in a short period of time. Since each detector module can be handled as an independent detector, the performance evaluation of the individual detector module is utilized in the diagnostic device of the final form. This also facilitates energy calibration of the diagnostic device.
- the inorganic scintillator is provided on the side of the organic scintillator.
- the scintillation from each scintillator is collected by a photodetector arranged on the light extraction surface of the scintillator.
- Sectional drawing which shows 1st Embodiment of the detector module which concerns on this invention Plan view showing an arrangement example of photodetectors in the detector module Same perspective view Sectional drawing which shows the whole structure of PET apparatus using a detector module Part V enlarged sectional view of FIG. Sectional drawing which shows the mode at the time of simultaneously measuring a gamma ray with the said PET apparatus Section VII enlarged sectional view of FIG.
- Block diagram showing the outline of the present invention Time chart showing the outline of the present invention
- the detector module 10 of the first embodiment of the gamma ray detector according to the present invention includes an organic scintillator 12 for detecting Compton electrons due to gamma rays emitted from the radionuclide 8 in the measurement object 6.
- inorganic scintillators 14 for detecting Compton gamma rays photodetectors 16 and 18 such as PMTs or semiconductor detectors for detecting light emitted from the scintillators 12 and 14, and the two types of scintillators 12 and 14
- the calculation device 20 is configured to determine the arrival time by the Compton electrons absorbed by the organic scintillator 12.
- the size of the detector module 10 can be changed according to the energy of radiation to be measured.
- organic scintillator 12 for example, a plastic scintillator, p-terphenyl or the like can be used.
- inorganic scintillator 14 for example, BGO, GSO, NaI (Tl), GaF2 (EU), CsI (TI), CsI (pure), BaF2 or the like can be used.
- the light detector 16 of the organic scintillator 12 is provided with a light detection portion of the light detector so as to optically face a part of the light extraction surface of the organic scintillator 12, and the optical facing portion has an X direction based on a fluorescence distribution analysis method.
- a light detector for detecting the light emission distribution and a light detector for detecting the light emission distribution in the Y direction can be provided.
- the light detection unit 163 of the light detector 16 is disposed along the XY central axis of the light extraction surface of the organic scintillator 12. Can do.
- FIG. 2 plane view
- FIG. 3 perspective view
- FIG. 3 shows the fluorescence emission position 121 above the light extraction surface position (Z direction) that is not optically facing the light detection section of the photodetector 16 of the organic scintillator 12, and the light detection section 161 extending in the X direction.
- the point of detection by the light detection unit 162 extending in the Y direction is shown. Note that the intersections in the XY directions share a light detection unit with each other.
- a photodetector may be provided on the entire surface of the light extraction surface.
- a curve 163 and a curve 164 indicate the light amount distribution detected by the light detection unit 161 in the X direction and the light amount distribution detected by the light detection unit 162 in the Y direction, respectively.
- a large number of detector modules 10 are arranged around a measurement object (human body or object) 6 as illustrated in FIG. 4 (overall sectional view) and FIG. (For example, a PET apparatus) and a detection apparatus are configured.
- a PET apparatus in order to simultaneously measure two 511 keV gamma rays emitted from the body, as shown in FIG. 6 (overall view) and FIG.
- a detector module detects one 511 keV gamma ray per module.
- the detector module A includes an organic scintillator 12A, two inorganic scintillators 14A, and photoelectric converters 16A and 18A that photoelectrically convert light emitted from each scintillator.
- Two photoelectric converters 16A are provided in the organic scintillator 12A.
- An example in which the photoelectric converter 18A is optically coupled to each inorganic scintillator 14A is shown. When light emission occurs in the scintillator, the photoelectric converter 18A performs photoelectric conversion and outputs it to the subsequent stage.
- the processing circuit A1 performs A / D conversion on the output of the upper photoelectric converter 16A, and the processing circuit A2 performs time information (T information) obtained by A / D converting the output of the upper photoelectric converter 18A. Energy information (E information) is separated and output to the subsequent stage.
- the time information detects the rising of the signal input by the light emission of each of the organic scintillator 12A and the inorganic scintillator 14A, sets the light emission time, and outputs the information to the subsequent stage.
- a short time window ⁇ TSW having a very short predetermined time width corresponding to the light emission time width is generated and output to the subsequent stage.
- a long time window ⁇ TLW having a relatively long predetermined time width corresponding to the light emission time width of the inorganic scintillator is generated and output to the subsequent stage. Also, energy information between these two types of time widths is output to the subsequent stage.
- the synchronous measurement circuit A determines synchronous measurement based on whether or not both emission times are within the synchronous measurement window, based on the time information output from the two series of processing circuits A2 and A1 in the upper stage. In other words, one pair output in the synchronous measurement window whose time difference between the outputs from the two series of processing circuits is a predetermined time width is searched, and when detected, it is determined as a pair output based on the same event, and the pair output is set as the synchronous measurement. . Then, the event generation time of the pair output determined as synchronous measurement, that is, the synchronous measurement time is calculated, and the synchronous measurement time is output to the subsequent stage.
- the arithmetic circuit A based on energy information output from two series of processing circuits of the upper processing circuit A2 and processing circuit A1 and time information output from the simultaneous measurement circuit AB, energy analysis, spatial analysis, and time described later are performed. Analysis is performed to determine the position of the radionuclide.
- Each processing circuit, each synchronous measurement circuit, each arithmetic circuit, simultaneous measurement circuit AB and arithmetic circuit AB are provided in the arithmetic unit 20.
- the detector module A (B) includes the organic scintillator 12A (B), the inorganic scintillator 14A (B), and the photoelectric converters 16A (B) and 18A in FIG.
- gamma rays emitted from the radionuclide enter the detector module A and the detector module B (S0)
- light emission occurs in the organic scintillator 12A (B) and the inorganic scintillator 14A (B), followed by photoelectric conversion.
- the organic light emission signal (Sa1-1), the inorganic light emission signal (Sa1-2), the organic light emission signal (Sb1-1), and the inorganic light emission signal (Sb1-2) are converted by the devices 16A (B) and 18A.
- the light emission signals generated here are input to the processing circuits A1 and A2 and the processing circuits B1 and B2 in the subsequent stages.
- the processing circuits A1 (B1) and A2 (B2) are circuits that A / D convert the input light emission signals.
- the processing circuit A1 (B1) generates a signal having a very short time width ⁇ TSW that matches the light emission time width of the organic scintillator 12A (12B).
- the processing circuit A2 (B2) generates a signal having a time width ⁇ TLW corresponding to the light emission time width of the inorganic scintillator 14A (14B).
- the time information (T information) obtained by these A / D conversions is output to the synchronous measurement circuit A (B) at the subsequent stage, and the energy information (E information) is output from the arithmetic circuit A (B at the subsequent stage. ).
- an event ID is assigned to each output signal (Sa2-3, Sb2-3), so that the status of each signal in the subsequent stages of processing circuits A1 and A2 and processing circuits B1 and B2 Correspondence becomes possible.
- the synchronous measurement circuit A (B) is a circuit for determining the synchronous measurement using the outputs of the processing circuits A1 (B1) and A2 (B2).
- a synchronous measurement window having a predetermined time width is generated with reference to the rise of the ⁇ TSW signal output from the processing circuit A1 (B1).
- the detection window ⁇ TW is output to the subsequent stage as a synchronously measured flag.
- the time information of the ⁇ TSW signal and the ⁇ TLW signal that have reached the synchronous measurement circuit A (B) is also output to the subsequent stage.
- the performance of simultaneous measurement used in a PET apparatus or the like is improved by using the generated detection window ⁇ TW determined to be simultaneously measured by the simultaneous measurement circuit A (B).
- the narrower the detection window the more noise events can be reduced and the detection efficiency can be improved.
- the overlapping time width is set in the detection window ⁇ TW. If the ⁇ TSW signal and the ⁇ TLW signal do not overlap as shown in FIG. 9C, a ⁇ TSW signal having a short time width can be set as the detection window ⁇ TW.
- the detection window is shortened to a ⁇ TSW signal, but as described above, it is not suitable for detecting gamma rays.
- the detector module composed of the organic scintillator 12A (12B) and the inorganic scintillator 14A (14B) according to the present invention, a detection window ⁇ TW shorter than the ⁇ TSW signal is generated as shown in FIG. 9B. And gamma rays can be detected efficiently.
- the simultaneous measurement circuit AB is a circuit that performs simultaneous measurement using output signals from the synchronous measurement circuits A and B.
- the ⁇ TW set in FIGS. 9B and 9C used in this simultaneous measurement is a conventional PET as described in the literature (Japanese Patent Laid-Open No. 2007-71858A (Shimadzu Corporation) 2007.03.22).
- the measurement time is obtained based on the detection windows output from the synchronous measurement circuits A and B. At this time, if the same reference is set in both detection windows, the measurement time can be obtained accurately. That is, it may be the rising edge, the center, or others of the detection window.
- the arithmetic circuit A (B) is a circuit that adds the energy within the ⁇ TSW signal width output from the processing circuit A1 (B1) and the energy within the ⁇ TLW signal width output from the processing circuit A2 (B2).
- the energy of the gamma ray (S0) incident on the detector module is reconstructed by energy analysis based on this summation.
- the position of the radionuclide 8 is limited to the inside of the band-like region I as shown in FIG.
- the energy analysis using this method treats the signal caused by Compton scattering, which has been regarded as noise, as a true signal as described above, and therefore the influence of noise caused by Compton scattering no longer needs to be considered in the energy region of the gamma ray to be measured. Yes.
- the center-of-gravity method is a method of calculating the position by obtaining the center of gravity from the ratio of the amounts of light obtained by the photodetectors (for example, photomultiplier tubes) installed on the left and right of the fluorescent screen 30.
- this method can only determine the “relative position” of the light source (which side of the left and right photodetectors is fluorescent).
- a fluorescence distribution analysis method which is a new analysis method for directly calculating the absolute position of the light source, will be described below.
- the light generated in the fluorescent plate 30 is uniformly emitted in all directions as shown in FIG.
- the emitted light reaches the side face while repeating total reflection on the surface of the fluorescent plate 30 as shown in FIG.
- Organic scintillators have very low absorption of light during propagation due to their low mass number. Therefore, the distribution of the amount of light obtained on the side surface can be described by the solid angle of light when emitted.
- This method can also be used for the case of inorganic scintillators with a large mass number. However, the calculation must take into account the influence of light absorption during propagation and density distribution in the fluorescent screen. , It can not be calculated only by solid angle.
- a plurality of photodetectors for example, a multi-anode photomultiplier tube or a semiconductor photodetector composed of a photomultiplier tube and a plurality of cells
- a plurality of photodetectors are provided on the side surface. In a row.
- ⁇ i ( ⁇ r 2 ⁇ y) / (x i 2 + y 2 ) 3/2 (8)
- i indicates the number of the photodetector.
- x i is the distance from the light source to the i-th photodetector with respect to the x-axis
- y is the distance from the light source to the side surface on which the photodetector is disposed.
- the light quantity Pi that can be measured by the photodetector (i) can be described by a solid angle, and therefore can be expressed as follows.
- P i ⁇ i A ⁇ ⁇ i (10)
- A is a proportionality coefficient.
- the light quantity distribution obtained on the side surface can be represented by three variables (A, x 1 , y).
- two-dimensional coordinates (X direction) can be calculated as shown in FIG. Further, as shown in FIG. 13B, if one fluorescent plate is viewed with several optical detection groups (two in the height direction in the figure) facing each other, information on the Z direction can also be obtained. It is done.
- the collimator used in the conventional PET system is not required. Therefore, the PET system can be significantly reduced in weight.
- the process proceeds to the status (S16), and time analysis is performed using the TOF principle. As shown in FIG.
- the program shown in FIG. 10 can be stored in a computer-readable storage medium such as a hard disk or ROM.
- the region I can be specified up to the line of the region II by performing analysis using Fourier transform as in the prior art.
- the distance from the organic scintillator to be measured can be obtained using the TOF analysis method.
- TOF was attempted with an inorganic scintillator with a slow time response, but by introducing an organic scintillator with a fast time response, TOF in the PET device can be put into practical use.
- the removal rate of the accidental noise signal is proportional to the time width of the previous detection window.
- the noise signal can be removed by the amount that the detection window ⁇ T width is significantly narrower than that of the conventional inorganic scintillators. That is, measurement with high S / N becomes possible.
- the module has a rectangular parallelepiped shape.
- the inorganic scintillator 14 is pointed toward the measuring object in a circumferential arrangement as shown in FIG. Can be wedge-shaped.
- modules can be efficiently arranged in a PET apparatus or the like.
- the organic scintillator 12 can be trapezoidal.
- the inorganic scintillator 14 is disposed on both sides of the organic scintillator 12, but the inorganic scintillator 14 is disposed only on one side of the organic scintillator 12 as in the third embodiment shown in FIG. Alternatively, as in the fourth embodiment shown in FIG. 19, it is possible to arrange the organic scintillator 12 halfway.
- the PET apparatus shown in FIG. 10 has been taken as an example.
- the application target of the present invention is not limited to this, and a SPECT apparatus partially surrounded by a dotted line in FIG. It can also be applied to a device, a radiation diagnostic device, and the like.
- the organic scintillator 12 and the inorganic scintillator 14 can be surrounded by a reflecting material.
- a gamma ray detector capable of realizing supersensitivity at low cost without using a collimator, a radiation diagnostic apparatus using the gamma ray detector, a tomographic imaging apparatus such as PET and SPECT, and an analysis method thereof.
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Abstract
測定対象から放出されるガンマ線を検出するためのガンマ線検出器において、測定対象から放出されるガンマ線によるコンプトン電子を検出するための有機シンチレータと、同じくコンプトンガンマ線を検出するための無機シンチレータと、各シンチレータでの発光を検出する光検出器から構成される検出器モジュールを備え、有機シンチレータと無機シンチレータからの発光信号を同期計測する。更に、ガンマ線の検出ウインドウを生成する。これにより、超高S/N比で且つ安価な放射線診断装置を実現できる。
Description
本発明は、ガンマ線検出器、放射線診断装置、断層像撮影装置、及び、その解析方法に係り、特に、コリメータを用いることなく超高感度で且つ安価に実現可能なガンマ線検出器、該ガンマ線検出器を用いた放射線診断装置、断層像撮影装置、及び、その解析方法に関する。
近年、癌検出、良悪性度鑑別、治療効果判定、再発診断、予後予測等の治療計画に反映できる情報を得るために、感度と定量性に優れる標識薬剤による陽電子断層像撮影(PET)が臨床で広く使われるようになっている。PET検査の普及に伴い、被検者及び医療従事者(医師、放射線技師、看護師)の放射線被曝が懸念されており、それを如何に抑えるかが重要な課題になっている。又、被検者の検査中の不安感を和らげるためにも、迅速且つ適切に判断できる高い解像度と高い検出効率を持つ放射線診断装置を安価に提供することが求められている。
このような放射線診断装置に用いられるガンマ線検出器として、例えば特許文献1には、コリメータ、NaI(ヨウ化ナトリウム)、及びPMT(光電子増倍管)が積層配置され、平行な細穴を開けた鉛製のコリメータによって、穴の方向から来たガンマ線だけがNaIの単結晶に到達し、そこでガンマ線のエネルギー付与に比例した強さの蛍光を発し、この光をPMTで検出し、ガンマ線の強度と位置を検出するものが記載されている。
又、特許文献2には、測定対象を挟むようにガンマ線検出器を配置したSPECT(シングルフォトン断層像撮影装置)/PET兼用装置が記載されている。
更に、特許文献3には、多数の柱状シンチレータが密着されて結合されたシンチレータ群と、該シンチレータに密着された多数のアバランシュフォトダイオード(APD)からなるAPDアレイが光学的に結合されたガンマ線検出器が記載されている。
しかしながら、特許文献1に記載の技術のようにコリメータを用いる方法は、検出器が重く、大きくなってしまう。又、特許文献2に記載の技術では、放射線核種の位置を高精度で特定するのが困難である。更に、特許文献3に記載の技術では、複雑な構成の放射線検出器が必要である等の問題点を有していた。
本発明は、前記従来の問題点を解消するべくなされたもので、超高S/N比さらには高エネルギー分解能、高空間分解能及び高時間分解能も実現可能なガンマ線検出器を安価に提供することを課題とする。
本発明は、測定対象から放出されるガンマ線を検出するためのガンマ線検出器において、測定対象から放出されるガンマ線によるコンプトン電子を検出するための有機シンチレータと、同じくコンプトンガンマ線を検出するための無機シンチレータと、各シンチレータでの発光を検出する光検出器と、を備え、有機シンチレータの発光と無機シンチレータの発光から前記各々の光検出器の検出時間と検出エネルギーに基づき同一イベントに基づくペアーを選択する同期計測を行うことにより、前記課題を解決したものである。
ここで、前記検出器モジュールが対になっている場合は、個々の検出器モジュールにおいて、それぞれ同期計測を行うことにより、ノイズ排除性能を高めることができる。
又、同期計測と判定したガンマ線の検出ウインドウを有機シンチレータ発光の検出時間の規準とすることすることができる。
又、有機シンチレータの発光時間幅に見合う非常に短いショートタイムウインドウと無機シンチレータの発光時間幅に見合う比較的長いロングタイムウインドウが重なっている場合と、重なっていない場合で、検出ウインドウの生成幅を変えることで計測精度を高めることができる。
又、有機シンチレータの発光時間幅に見合う非常に短いショートタイムウインドウと無機シンチレータの発光時間幅に見合う比較的長いロングタイムウインドウが重なっている場合、重なっている幅を検出ウインドウとし、検出時間の基準とすることができる。
又、有機シンチレータの発光時間幅に見合う非常に短いショートタイムウインドウと無機シンチレータの発光時間幅に見合う比較的長いロングタイムウインドウが重なっていない場合、有機シンチレータの発光時間幅に見合う非常に短いショートタイムウインドウを検出ウインドウとし、検出時間の基準とすることができる。
又、無機シンチレータ用光検出器と有機シンチレータ用光検出器の検出した各検出時間と各検出エネルギーを時間軸に沿って所定時間幅の同期走査窓で走査し、同期走査窓が有機フラッグを通過する直前に同期走査窓内のフラッグを検出することができる。
又、同期走査窓が有機フラッグを通過する直前に同期走査窓内の全フラッグの検出エネルギーの合算値を求め、該合算値の方がガンマ線の放出エネルギーの基準値より小さい場合は、前記有機フラッグをノイズと判定することができる。
又、同期走査窓が有機フラッグを通過する直前に、該有機フラッグのエネルギーを検出し、該検出エネルギーがガンマ線の放出エネルギーの基準値より大きい場合は、前記有機フラッグをノイズと判定することができる。
又、同時計測の計測時間を、前記同期計測ウインドウを基準とし、計測時間精度を高めることができる。
又、前記2種のシンチレータで同期計測したガンマ線のエネルギー吸収量を合算して測定対象から放出されたガンマ線を再構築することができる。
又、測定対象を挟んで前記検出器モジュールを対に構成し、それぞれの検出器モジュールでガンマ線を再構築することにより、測定対象の放出領域を限定することができる。
又、測定対象を挟んで前記検出器モジュールを対に構成し、それぞれの有機シンチレータでのガンマ線の発光位置を結ぶことにより、フーリエ変換することなく、測定対象の放出位置をそのライン上に特定することができる。
又、前記のように限定した放出領域を前記のようにライン上に特定することができる。
又、前記のように限定した放出領域で、飛行時間解析により、測定対象の有機シンチレータからの距離を求めることができる。
又、前記対となる検出器モジュールぞれぞれの出力により飛行時間解析を行なうことができる。
又、前記無機シンチレータを、有機シンチレータの側面に配置することができる。
更に、前記無機シンチレータを、測定対象側が狭い楔形とすることができる。
又、光検出器の光検出部を前記シンチレータの光取出面の一部と光学対面するように設け、該光学対面部に蛍光分布解析法に基づくX方向の発光分布を検出する光検出器とY方向の発光分布を検出する光検出器とを設けることができる。
更に、前記シンチレータの光取出面のXY中心軸に沿って光検出器を配設することができる。
又、同期計測を行ったイベントに対し同時計測して得たデータを、フーリエ変換することなく、画像に構成することで、画像作成時間を短縮しつつ画像精度を高めることができる。
又、前記ガンマ線検出器を1検出器モジュールとすることができる。
又、前記ガンマ線検出器をSPECT装置用の検出器とすることができる。
又、前記ガンマ線検出器をPET装置用の検出器とすることができる。
本発明は、又、前記のガンマ線検出器が、測定対象の周りに配置されていることを特徴とする放射線診断装置を提供するものである。
又、前記のガンマ線検出器が、測定対象から互いに反対方向に放射される一対の消滅ガンマ線を検出するよう、対で配置されていることを特徴とする断層像撮影装置を提供するものである。
又、前記対となるガンマ線検出器の出力により飛行時間解析を行なうことを特徴とする断層像撮影装置を提供するものである。
本発明は、又、前記の断層像撮影装置において、有機シンチレータの特性に合わせたガンマ線の検出ウインドウでエネルギーを識別する手順と、有機シンチレータと無機シンチレータでのエネルギーの和でガンマ線を識別する手順と、有機シンチレータでのシンチレーション分布より、有機シンチレータでの蛍光座標を算出する手順と、対となる2つの有機シンチレータの蛍光座標を線で結ぶことにより、エネルギー情報のみで特定した領域を、線上に特定する手順と、対となる2つの有機シンチレータに到着したガンマ線の時間差から、前記線上の放射線核種の3次元座標を特定する手順と、を含むことを特徴とする断層像撮影装置の解析方法を提供するものである。
又、断層像撮影装置の解析方法をコンピュータに実行させるための、記憶媒体から読取可能なコンピュータプログラムを提供するものである。
又、前記コンピュータプログラムが記憶された、コンピュータで読取可能な記憶媒体を提供するものであり。
従来、有機シンチレータは、密度が小さくガンマ線の透過量が高いという特徴があるために、ガンマ線検出に不向きとされてきた。しかしながら、本発明では、無機シンチレータと複合化し、新たに発明した解析方法である同期計測法を用いる事で、広エネルギー領域(数十keV~数MeV)でガンマ線の検出を可能とした。そこで、本発明のソフト的特徴とハード的特徴を順に説明する。
先ず、本発明のソフト的な特徴は、同期計測法である。同期計測法とは、有機シンチレータの発光と無機シンチレータの発光を検出する各光検出器の検出時間と検出エネルギーに基づき同一イベントに基づくペアーを選択する方法である。ここでは、図20及び図21のフローチャートを用いて、同期計測法について説明する。
本発明において、検出器モジュールは、図20にあるように、ガンマ線を検出する有機発光信号(Sa1-1)及び無機発光信号(Sa1-2)と、それぞれの発光信号を光電変換する処理回路A1(Sa2-1)、処理回路A2(Sa2-1)から成る。各処理回路は、各発光信号を基に、検出されたガンマ線に関する時間とエネルギー(T/E)の情報を持つ電気信号を生成する。
同期計測法とは、図20においては、処理回路A1及びA2で作成された電気信号を、一連のステイタスであるT/Eメモリ作成(Sa3)、同期窓走査(Sa4)、Eチェック(S5)、同期計測判定(Sa6)、ペアーlist作成(Sa7)を、順に処理して検出器モジュールで検出されたガンマ線の発光信号からノイズイベントを除去し真のイベントに基づく有機発光信号(Sa1-1)と無機発光信号(Sa1-2)のペアー選択する方法である。ここでは、検出器モジュールにエネルギーEのガンマ線入射(S0)した場合を例に、個々のステイタスの処理内容を述べる。
先ず、処理回路A1及びA2で生成された電気信号は、T/Eメモリ作成(Sa3)で図22のようなメモリに格納される表にまとめる。図22に、有機発光信号(Sa1-1)が有機フラッグ列の、無機発光信号(Sa1-2)が無機フラッグ列の、それぞれ発生したクロック時間行に、それぞれ数値で示すエネルギーとして書き込まれる一例を示す。数値はエネルギーの相対値を示す。
同期窓走査(Sa4)は、所定時間δT幅のウインドウで、図22に示すT/Eメモリテーブルのクロック数の小さい方から大きい方に向かって走査し、窓内のエネルギーフラッグを検出する。この時間情報の走査は、有機シンチレータで一旦散乱されたガンマ線が、無機シンチレータで検出できているかどうかを調べる目的で行っている。走査において、まず有機フラッグに着目し、その時間幅後端で有機フラッグを検出すると窓内の他のフラッグも検出する。即ち、有機フラッグから時間δT内に、他のフラッグが存在するかを走査し、検出すると各フラッグのエネルギー値を読み取り、ステイタスを後段のEチェック(Sa5)に移す。
Eチェック(Sa5)は、有機発光信号(Sa-1)と無機発光信号(Sa-2)の中から、同一のガンマ線により生成された真のイベントに基づく信号(TRUE信号)のペアーをエネルギーの情報を用いて選択するためにデータを調べるステイタスである。ここでは、有機エネルギーE-1と無機エネルギーE-2を合算し、その合算値が検出器モジュールに入射したガンマ線のエネルギー(E)のエラーの範囲内(±δE)にあるかどうかを調べる。なお、図22では、TRUE候補として、E±δEを100±3と設定としている。その合算値が、エネルギーの範囲内に収まれば、ステイタスを同期計測判定(Sa6)に移す。図22中では、同期走査窓10002、同期走査窓10006、同期走査窓10011、同期走査窓10014が、TRUE信号になる。同期走査窓10018は、有機フラッグのエネルギーと無機フラッグのエネルギーの合算値が、100±3を超えるので、ここでは、簡易的にFALSE信号即ちノイズとして扱っている。しかしながら、仮に、TRUE信号のイベント数が少ない場合、同期走査窓10018のようなFALSE信号でも、クロック、所定設定時間δTやエネルギーのエラーδEを設定しなおして、再解析することによりTRUE信号を得ることが可能になる。
同期計測判定(Sa6)では、同期窓走査(Sa4)とEチェック(Sa5)で確認された時間とエネルギー情報を基に、有機発光信号(Sa1-1)と無機発光信号(Sa1-2)を同一のガンマ線により生成された真のイベントに基づくペアー信号であると判定するステイタスである。この判定後、ペアー信号データを後段のペアーlist作成(Sa7)ステイタスに移すしTRUEデータのリストを作成する。
ペアーlist作成(Sa7)は、真のイベントの数をカウントし、イベント番号と有機発光信号(Sa-1)と無機発光信号(Sa-2)から成る情報を表にまとめるステイタスである。
これら一連のステイタスを通して、有機シンチレータと無機シンチレータで計測された信号から真のイベントを選択する事が可能になる。なお、図20中のフローチャートでは、同期窓走査(Sa4)、Eチェック(Sa5)の順でステイタスを移しているが、これらのステイタスの順序を変えても、同期計測法は使用できる。
ここでは、検出器モジュールを1台用いた場合について説明した。仮に、図21が示すように、検出器モジュールを2台いた場合、各々の検出器モジュールで同期計測を行えば、新しいステイタスとして同時計測窓走査(S9)、同時計測の判定(S10)、同時計測リスト作成(S11)を追加することにより、従来から知られている同時計測法やTOF(Time-of-Flight)を用いたデータ解析がより精度良く可能になる。
図23は、同期窓走査(Sa4)、Eチェック(Sa5)、同期計測判定(Sa6)、ペアーlist作成(Sa7)のステイタスで行っている真のイベントに基づく信号か否かの判定を図示したものである。同期走査窓(ウインドウ)をより詳しく説明する。同期走査窓は前記の如く、所定時間δT幅のウインドウで、図22に示すT/Eメモリ(Sa3)テーブルのクロック数の小さい方から大きい方に向かって走査し、窓内のエネルギーフラッグを検出する。
無機シンチレータ用光検出器と有機シンチレータ用光検出器が検出を開始すると、同期走査窓は時間軸に沿って走査(Sc-1)を開始し、有機検出エネルギーのフラッグを検出すると、有機検出エネルギー(規準有機検出エネルギー)を検出(Sc-3)する。この検出値と、例えば、体内から放出される511keVのガンマ線のエネルギー(規準エネルギーと呼ぶ)を比較し(Sc-4)、検出値の方が大きい場合(Sc-5)は、検出値をノイズと判定する(Sc-9)。大きくない場合は、その有機検出エネルギーが同期走査窓を通過する直前にさしかかった時に、同期走査窓内の有機検出エネルギーフラッグ数が2以上(Sc-6)であればノイズと判定し(Sc-9)、1であればさらに同期走査窓内の総エネルギーを合算しその値が規準エネルギーの範囲内でないとノイズと判定する(Sc-7)。範囲内である場合は、真のイベントに基づく信号であると判定し(Sc-8)、規準有機検出エネルギーとステップ(Sc-6)でカウントした無機検出エネルギーとのペアーを次のステイタスのペアーListに書き込む(Sc-10)。
次に、本発明の特徴を検出器のハード的な観点から述べる。
1.高感度(S/N)の実現による放射線診断装置の検出効率向上
1-1.高感度の実現
高感度(S/N)を実現するためには、如何にバックグラウンドを落とすかが重要な鍵となる。医療用診断装置において、主なバックグラウンドN(counts/sec)は二つある。一つは、シンチレータ内におけるコンプトン散乱によるイベントBDEである。もう一つは、偶発的に起こった同時計測イベントBDTである。
1.高感度(S/N)の実現による放射線診断装置の検出効率向上
1-1.高感度の実現
高感度(S/N)を実現するためには、如何にバックグラウンドを落とすかが重要な鍵となる。医療用診断装置において、主なバックグラウンドN(counts/sec)は二つある。一つは、シンチレータ内におけるコンプトン散乱によるイベントBDEである。もう一つは、偶発的に起こった同時計測イベントBDTである。
バックグランドは、次式で表すことが出来る。
N = BDE + bDT…(1)
N = BDE + bDT…(1)
1-2.コンプトン散乱イベントの再利用
ここでは、両バックグラウンドを次のようにして落とす。
ここでは、両バックグラウンドを次のようにして落とす。
従来のPETでは、測定したいガンマ線のエネルギー領域に、コンプトン散乱によるガンマ線のノイズ信号が含まれる。
このコンプトン散乱によるバックグランドイベントは、検出器のエネルギーウインドウDE(keV)を用いて次式で表すことが出来る。b(counts/sec/keV)は、コンプトン散乱によるエネルギーウインドウ内のバックグランド数である。
BDE = DE×b…(2)
BDE = DE×b…(2)
1-3.有機シンチレータと無機シンチレータを用いたガンマ線の測定
そこでbを小さくするため検出器のシンチレータを次のようなモジュール構成とした。
そこでbを小さくするため検出器のシンチレータを次のようなモジュール構成とした。
有機シンチレータと無機シンチレータと光検出器を1モジュールとして構成し、測定対象内から放出されたガンマ線を有機シンチレータと無機シンチレータの二段構えで測定する。
まず有機シンチレータでコンプトン電子を検出し、続いて無機シンチレータでコンプトンガンマ線を検出する。両シンチレータで得られたエネルギーを足し合わせることにより、ガンマ線のピークを構築することで検出する。
この構成により、bが、ほぼ0になる。そのために、ガンマ線のエネルギー領域において、コンプトン散乱によるノイズの影響は、ほぼ無くなる。
1-4.偶発的イベントの除去
光検出器モジュールは、シンチレータ及びその後段の処理部を含む。
光検出器モジュールは、シンチレータ及びその後段の処理部を含む。
偶発的に発生するバックグランドイベントは、検出器モジュールの検出ウインドウ(時間幅)ΔT(sec)を用いて、次のように表すことが出来る。N1(counts/sec)およびN2(counts/sec)は、2つのシンチレータのガンマ線検出率である。
BDT = 2*DT×N1×N2…(3)
BDT = 2*DT×N1×N2…(3)
そこで、有機シンチレータの特徴を活かす。有機シンチレータの時間応答は、無機シンチレータの応答関数より数ケタ(1/1000)のオーダーで早い。そのため、ガンマ線を検出する際の検出ウインドウDTを有機シンチレータの特性に合わせて短く設定することにより、これまでの診断装置と比較して数ケタのオーダーで偶発的に発生するバックグラウンド事象を減らすことができる。
故に、Bを構成するΔTおよびbを短縮することで、高感度S/Nを実現することが可能となる。
2.高分解能の実現による放射線診断装置の解像度向上
2-1.高性能TOF型診断装置
TOF型検出器として、有機シンチレータは様々な実験装置で使われてきた。これまでのPETでは、時間応答の遅い無機シンチレータを主として扱ってきたために、TOF型PETとしての実用化が難しかった。
2-1.高性能TOF型診断装置
TOF型検出器として、有機シンチレータは様々な実験装置で使われてきた。これまでのPETでは、時間応答の遅い無機シンチレータを主として扱ってきたために、TOF型PETとしての実用化が難しかった。
しかし、本発明による有機シンチレータと無機シンチレータのハイブリッド型診断装置では、有機シンチレータの特徴である早い時間応答を活かすことでTOF型PETの実用化が可能となる。
2-2.高エネルギー分解能の実現
ガンマ線を再構築した際のエネルギー分解能は、必ず無機シンチレータと有機シンチレータのエネルギー分解能の間になるので、ガンマ線を再構築した際のエネルギー分解能σΣは、次式で表わすことができる。
ガンマ線を再構築した際のエネルギー分解能は、必ず無機シンチレータと有機シンチレータのエネルギー分解能の間になるので、ガンマ線を再構築した際のエネルギー分解能σΣは、次式で表わすことができる。
EΣ=EOrg+EInorg …(5)
σΣ 2=(EOrg/EΣ)2σ2 Org+{(EΣ-EOrg)/EΣ}2σ2 Inorg …(6)
σInorg≦σΣ≦σOrg …(7)
ここで、EΣは再構築したガンマ線のエネルギー、EOrgは有機シンチレータで得られたエネルギー、EInorgは無機シンチレータで得られたエネルギー、σOrgは有機シンチレータのエネルギー分解能、σInorgは無機シンチレータのエネルギー分解能である。
σΣ 2=(EOrg/EΣ)2σ2 Org+{(EΣ-EOrg)/EΣ}2σ2 Inorg …(6)
σInorg≦σΣ≦σOrg …(7)
ここで、EΣは再構築したガンマ線のエネルギー、EOrgは有機シンチレータで得られたエネルギー、EInorgは無機シンチレータで得られたエネルギー、σOrgは有機シンチレータのエネルギー分解能、σInorgは無機シンチレータのエネルギー分解能である。
以上のように、両シンチレータの組み合わせにより、再構築した際に無機シンチレータと同等のエネルギー分解能を得ることができる。
例えば、有機シンチレータにプラスチックシンチレータ、無機シンチレータにNaIを採用した場合、662keVのガンマ線に対して約7.5%(FWHM)のエネルギー分解能が得られる(これに対して、一般のPETで用いられるBGOであると、17%(FWHM)程度である)。
2-3.高空間分解能の実現
高空間分解能を実現するために、無機シンチレータのピクセル化が世界各地で競われている。しかし、無機シンチレータは構成する物質の密度が高いため、入射したガンマ線がシンチレータ内部で多重散乱を起こし、シンチレータ内において蛍光源が多数発生する。高空間分解能を得るには、正しく蛍光源を評価しなければならないにも関わらず、無機シンチレータでは質量数が大きいことが仇となり、近距離(数mm以内)で多数の蛍光源を作るにも関わらず蛍光源があたかも一ヵ所であるかのように見せる。これが空間分解能を劣化させる原因となっている。
高空間分解能を実現するために、無機シンチレータのピクセル化が世界各地で競われている。しかし、無機シンチレータは構成する物質の密度が高いため、入射したガンマ線がシンチレータ内部で多重散乱を起こし、シンチレータ内において蛍光源が多数発生する。高空間分解能を得るには、正しく蛍光源を評価しなければならないにも関わらず、無機シンチレータでは質量数が大きいことが仇となり、近距離(数mm以内)で多数の蛍光源を作るにも関わらず蛍光源があたかも一ヵ所であるかのように見せる。これが空間分解能を劣化させる原因となっている。
そこで、本発明では、有機シンチレータの特徴を活かす。有機シンチレータは構成する密度が低いため、入射したガンマ線がシンチレータ内部で多重散乱を起こす確率が非常に低く、シンチレータ内における蛍光源は多数発生しない。また、シンチレータで発生したシンチレーション光の減衰率が非常に低いことから、測定で得られたシンチレーション光の分布を用いて、シンチレータ内部におけるガンマ線の相互作用点を精度良くかつ3次元座標で求めることができる。
3.検出器モジュール及びその処理部のコストダウン
有機シンチレータをベースに検出器を構成するので、通常の無機シンチレータをベースにした検出器モジュールより大幅なコストダウンが可能になる。
有機シンチレータをベースに検出器を構成するので、通常の無機シンチレータをベースにした検出器モジュールより大幅なコストダウンが可能になる。
さらに、本発明の蛍光分布解析法に基づけば、シンチレータの光取出面にその(XY平面)上方のX軸方向の発光分布を検出する光検出器とY軸方向の発光分布を検出する光検出器を光学対面させて設ければ、シンチレータ内の蛍光発光位置を検出できる。これは、検出器の真上で発生しない発光現象であっても、発光はシンチレータ光取出面に向かって円錐投影されるので、その発光位置の真下に存在しない(光学対面しない)検出器でも検出することができることを利用するものである。シンチレータ光取出面の全域に光検出器の光検出素子をまんべんなく光学対面するように配設する必要がないので、検出素子数を減らすことができ、光検出器のコストダウン及び検出データ処理の高速化ができる。
4.小型の診断装置
検出器をモジュール化することで、短期間で医療用診断装置を開発できる。各検出器モジュールは、独立した検出器として扱うことが可能となるため、個別検出器モジュールの性能評価が、最終形態の診断装置へと活かされる。又、これにより診断装置のエネルギー較正等が容易になる。
検出器をモジュール化することで、短期間で医療用診断装置を開発できる。各検出器モジュールは、独立した検出器として扱うことが可能となるため、個別検出器モジュールの性能評価が、最終形態の診断装置へと活かされる。又、これにより診断装置のエネルギー較正等が容易になる。
無機シンチレータは、有機シンチレータの側面に設ける。各シンチレータからのシンチレーションは、シンチレータの光取出面に配置した光検出器で集める。
さらに、加工が容易であるだけでなく安価な有機シンチレータを使うことにより、医療用診断装置の早期実用化と量産化が可能になる。又、有機シンチレータを装置内に組み込んだことで、ガンマ線(X線)のみならず、アルファ線、ベータ線に対する感度も実現できる。これにより、放射線事故が発生した際の、緊急被曝時には皮膚又は衣服上に沈着した物質の位置、放出される放射線粒子の識別及び線量測定、崩壊時間の測定が可能となる。これらの性能により、人体からの放出される放射線の計測時間を短縮させ、迅速且つ適切に被検者の診断を可能にするだけでなく、被検者の精神的な負担を最小限に抑えることが可能になる。
複合型シンチレータを用いた検出器の確立は、放射線が検出効率・エネルギー分解能・空間分解能・時間分解能の技術的なブレイクスルーを実現するのみならず、放射線物理、医学物理、地球環境物理等の様々な分野における放射線計測の基礎原理としての普遍性を持つことになる。
検出器のモジュール化により、用途に合わせてモジュール数やサイズを変化させることで、多種多様の放射線検出器へと応用が可能となる。又、検出器モジュールのシンチレータを有機シンチレータと無機シンチレータで構成することにより、アルファ、ベータ、ガンマ(X)線の検出が可能になる。コリメータを使用しなくても高性能を発揮する。そのため、このような1検出器モジュールをポータブルな放射線検出器としても扱うことが可能になる。
以下、図面を参照して、本発明の実施形態を詳細に説明する。
図1に示す如く、本発明に係るガンマ線検出器の第1実施形態の検出器モジュール10は、測定対象6内の放射性核種8から放出されるガンマ線によるコンプトン電子を検出するための有機シンチレータ12と、同じくコンプトンガンマ線を検出するための無機シンチレータ14と、各シンチレータ12、14での発光を検出するためのPMTあるいは半導体検出器等の光検出器16、18と、前記2種のシンチレータ12、14において同期計測したガンマ線のエネルギー吸収量を合算して測定対象から放出されたガンマ線を再構築すると共に、前記有機シンチレータ12に吸収されたコンプトン電子により到達時刻を決定する演算装置20を含んで構成される。
前記検出器モジュール10のサイズは、測定したい放射線のエネルギーに合わせて変えることができる。
前記有機シンチレータ12としては、例えば、プラスチックシンチレータやp-テルフェニル等を用いることができる。
前記無機シンチレータ14としては、例えば、BGO、GSO、NaI(Tl)、GaF2(EU)、CsI(TI)、CsI(pure)、BaF2等を用いることができる。
前記有機シンチレータ12の光検出器16は、光検出器の光検出部を有機シンチレータ12の光取出面の一部と光学対面するように設け、該光学対面部に蛍光分布解析法に基づくX方向の発光分布を検出する光検出器とY方向の発光分布を検出する光検出器とを設けることができる。具体的には、図2(平面図)及び図3(斜視図)に例示する如く、有機シンチレータ12の光取出面のXY中心軸に沿って光検出器16の光検出部163を配置することができる。図3は有機シンチレータ12の、光検出器16の光検出部と光学対面していない光取出面位置の上方(Z方向)での蛍光発光位置121を、X方向に延びた光検出部161とY方向に延びた光検出部162とで検出する要領を示す。なお、XY方向の交差部は互いに光検出部を共有している。勿論、光取出面の全面に光検出器を設けても良い。図3において曲線163及び曲線164は、各々高さZ位置における発光121をX方向の光検出部161が検出した光量分布と、Y方向の光検出部162が検出した光量分布とを示す。
多数の検出器モジュール10を、図4(全体断面図)及び図5(図4のV部拡大図)に例示する如く、測定対象(人体や物)6の周りに配置することで、診断装置(例えばPET装置)や検出装置を構成する。図4のPET装置では、体内から放出される2本の511keVガンマ線を同時計測するため、図6(全体図)及び図7(VII部拡大図)に示す如く、互いに対向するペアーとなる二つの検出器モジュールで各々1モジュール当たり、1本の511keVのガンマ線を検出する。
本発明をPET装置に応用させた場合の解析方法について、先ず、図8と図9を用いて解析方法の概要を説明する。続いて、図10のフローチャート図を用い、より同解析方法を詳しく説明する。
図8において、検出器モジュールAは、有機シンチレータ12A、二つの無機シンチレータ14A及び各シンチレータの発光を光電変換する光電変換器16A、18Aで構成され、光電変換器16Aが有機シンチレータ12Aに二つ、光電変換器18Aが各無機シンチレータ14Aに一つずつ光学結合されている例を示し、シンチレータで発光が起こると光電変換し、後段へ出力する。
処理回路A1は、上段の光電変換器16Aの出力をA/D変換し、処理回路A2は、上段の光電変換器18Aの出力をA/D変換して得られた時間情報(T情報)とエネルギー情報(E情報)を分離し、後段へ出力する。
時間情報は、有機シンチレータ12Aと無機シンチレータ14Aの各々の発光により入力される信号の立ち上がりを検出して、それぞれの発光時間とし、その情報を後段へ出力する。処理回路A1では、図9(A)が示すように、有機シンチレータ12Aからの入力があるとその発光時間幅に見合う非常に短い所定時間幅のショートタイムウインドウΔTSWを生成し、後段へ出力される。一方、処理回路A2では、無機シンチレータの発光時間幅に見合う比較的長い所定時間幅のロングタイムウインドウΔTLWを生成し、後段へ出力される。また、それら二種類の時間幅間のエネルギー情報も後段へ出力される。
同期計測回路Aは、上段の処理回路A2と処理回路A1の二系列から出力される時間情報に基づき、両発光時間が同期計測ウインドウ内に収まっているか否かにより同期計測の判定を行う。すなわち、二系列の処理回路からの出力の時間差が所定時間幅の同期計測ウインドウ内に出力された1ペアーを探し、検出すると同一イベントに基づくペアー出力と判定し、そのペアー出力を同期計測とする。そして、同期計測と判定したペアー出力のイベント発生時間すなわち同期計測時間を算出し、後段にその同期計測時間を出力する。
検出器モジュールBに対しても同様の処理が行われる。
演算回路Aでは、上段の処理回路A2と処理回路A1の二系列の処理回路から出力されるエネルギー情報及と同時計測回路ABから出力される時間情報に基づき、後述のエネルギー解析、空間解析及び時間解析を行い、放射線核種の位置を求める。
各処理回路、各同期計測回路、各演算回路、同時計測回路AB及び演算回路ABは、演算装置20内に設けられている。
ここでは、図10に示したフローチャートを用い、本発明の解析方法を説明する。検出器モジュールA(B)は、図8中の有機シンチレータ12A(B)、無機シンチレータ14A(B)、光電変換器16A(B)、18Aで構成される。この検出器モジュールA及び検出器モジュールBに、放射性核種から放出されたガンマ線が入射する(S0)と、有機シンチレータ12A(B)、無機シンチレータ14A(B)で発光が起こり、続いて、光電変換器16A(B)と18Aで有機発光信号(Sa1-1)、無機発光信号(Sa1-2)、有機発光信号(Sb1-1)、無機発光信号(Sb1-2)に変換される。ここで生成された発光信号は、それぞれの後段にある処理回路A1及びA2、処理回路B1及びB2へ入力される。
処理回路A1(B1)及びA2(B2)は、入力された発光信号をA/D変換する回路である。処理回路A1(B1)では、有機シンチレータ12A(12B)の発光時間幅に見合う、非常に短い時間幅ΔTSWの信号を生成する。一方、処理回路A2(B2)では、無機シンチレータ14A(14B)の発光時間幅に見合う、時間幅ΔTLWの信号を生成する。これらのA/D変換によって得られた時間情報(T情報)は、それぞれの後段にある同期計測回路A(B)へ出力され、エネルギー情報(E情報)は、後段にある演算回路A(B)へ出力される。なお、このA/D変換後、出力信号ごとにイベントIDを付与する(Sa2-3、Sb2-3)ことで、処理回路A1及びA2、処理回路B1及びB2の後段のステイタスにおいて、各信号の対応付けが可能になる。
ここで、先ず、処理回路A1(B1)及びA2(B2)から分岐した時間情報の遷移について述べる。続いて、エネルギー情報の遷移について述べる。
・時間情報の遷移
同期計測回路A(B)は、処理回路A1(B1)及びA2(B2)の出力を用いて、同期計測の判定を回路である。この回路では、先ず、図9(A)に示すように、処理回路A1(B1)から出力されたΔTSW信号の立ち上がりを基準に、所定時間幅の同期計測ウインドウが生成される。続いて、この同期計測ウインドウ内に、処理回路A2(B2)から出力されたΔTLW信号の立ち上がりが収まっているどうかを調べる。ここで、収まっている場合に、同期計測であると判定する。その結果は、同期計測したフラグとして検出ウインドウΔTWが後段へ出力される。また、後段へは、同期計測回路A(B)に到達したΔTSW信号とΔTLW信号の時間情報も出力される。
同期計測回路A(B)は、処理回路A1(B1)及びA2(B2)の出力を用いて、同期計測の判定を回路である。この回路では、先ず、図9(A)に示すように、処理回路A1(B1)から出力されたΔTSW信号の立ち上がりを基準に、所定時間幅の同期計測ウインドウが生成される。続いて、この同期計測ウインドウ内に、処理回路A2(B2)から出力されたΔTLW信号の立ち上がりが収まっているどうかを調べる。ここで、収まっている場合に、同期計測であると判定する。その結果は、同期計測したフラグとして検出ウインドウΔTWが後段へ出力される。また、後段へは、同期計測回路A(B)に到達したΔTSW信号とΔTLW信号の時間情報も出力される。
ここで、同時計測回路A(B)で、同時計測されたと判断された生成される検出ウインドウΔTWを用いる事により、PET装置等に用いられる同時計測の性能が向上することを説明する。上述したように、同時計測では、検出ウインドウが狭くなればなるほど、ノイズ事象を削減でき、検出効率を向上させる事ができる。
文献(特開2007-71858A(株式会社島津製作所)2007.03.22)にあるような従来型のPET装置では、無機シンチレータを用いているために、検出ウインドウΔTWは、ΔTLW信号になる。しかしながら、本発明である有機シンチレータ12A(12B)と無機シンチレータ14A(14B)で構成される検出器モジュールを用いた場合、同期計測法を用いる事で、検出ウインドウΔTWに時間幅の長いΔTLW信号を用いなくて済む。
通常、ΔTSW信号とΔTLW信号は、図9(B)で示すように、重なり合っている。そこで、同期計測では、重なり合っている時間幅を検出ウインドウΔTWに設定する。仮に、図9(C)が示すように、ΔTSW信号とΔTLW信号が重なっていない場合は、時間幅の短いΔTSW信号を検出ウインドウΔTWとして設定する事が出来る。
有機シンチレータだけからなる検出器の場合、時間情報だけをみると、検出ウインドウはΔTSW信号と短くなるが、上述にあるようにガンマ線の検出には不向きである。しかしながら、本発明にある有機シンチレータ12A(12B)と無機シンチレータ14A(14B)で構成される検出器モジュールを用いる事により、図9(B)が示すように、ΔTSW信号より短い検出ウインドウΔTWを生成でき、かつ、ガンマ線を効率よく検出する事が可能になる。
同時計測回路ABでは、同期計測回路A及びBからの出力信号を用いて、同時計測を行う回路である。この同時計測で用いる図9(B)及び(C)で設定したΔTWは、どちらも、文献(特開2007-71858A(株式会社島津製作所)2007.03.22)にあるような従来型のPET装置で設定されるΔTWより数桁短い。そのため、本発明をPET装置等に用いると、同時計測の計測精度を高め、効率的に愚発的なバックグランド事象を除去出来でき、装置の高性能化が実現できるのである。これは、本発明の大きな特徴の一つである。
なお、同時計測回路ABでは、同期計測回路A及びBから出力される検出ウインドウを基準に計測時間を求める。この際、両検出ウインドウで同じ基準で設定すれば、正確に計測時間を求める事が出来る。つまり、検出ウインドウの立ち上がりや中心やその他でもよい。
・エネルギー情報の遷移
ここでは、処理回路A1(B1)及びA2(B2)から分岐したエネルギー情報の遷移について述べる。演算回路A(B)は、処理回路A1(B1)から出力されるΔTSW信号幅内のエネルギーと、処理回路A2(B2)から出力されるΔTLW信号幅内のエネルギーの合算する回路である。この合算によるエネルギー解析により、検出器モジュールに入射したガンマ線(S0)のエネルギーを再構築する。これにより、図11に示す如く、放射線核種8の位置を帯状の領域Iの内部に限定する。
ここでは、処理回路A1(B1)及びA2(B2)から分岐したエネルギー情報の遷移について述べる。演算回路A(B)は、処理回路A1(B1)から出力されるΔTSW信号幅内のエネルギーと、処理回路A2(B2)から出力されるΔTLW信号幅内のエネルギーの合算する回路である。この合算によるエネルギー解析により、検出器モジュールに入射したガンマ線(S0)のエネルギーを再構築する。これにより、図11に示す如く、放射線核種8の位置を帯状の領域Iの内部に限定する。
すなわち、処理回路A1からショートタイムウインドウΔTSWの時間幅のエネルギー情報が入力されるとそのエネルギーを積算し(Sa8)、処理回路A2からロングタイムウインドウΔTLWの時間幅のエネルギー情報が入力されるとそのエネルギーを積算し(Sa9)、ステイタス(Sa2-3)で付与したIDNo.を参照してステイタス4で同期計測と判定したデータのみを選択し、二つのエネルギーを合算し総エネルギーを得る(Sa10)。次に得た総エネルギー情報から後述の空間解析の手法を用いてシンチレータ内の発光位置(P位置)を算出する(Sa11)。
次にステイタス(S14)でやはり同時計測情報と対応させて、同時計測イベントIDNo.順の発光時間(T)、エネルギー(E)及び発光位置(P)リストを作成する(S14)。
この方法によるエネルギー解析は、ノイズとされてきたコンプトン散乱による信号を上記のように真の信号として扱うため、測定したいガンマ線のエネルギー領域において、コンプトン散乱によるノイズの影響は、考慮する必要が無くなっている。
次いでステイタス(S15)で空間解析して、有機シンチレータ12に接続された光検出器16で得られたシンチレーション分布により、有機シンチレータ12A及び有機シンチレータ12B内でのガンマ線相互作用点の座標を求める。
以下、ステイタス(S15)で用いる空間解析時によるガンマ線相互作用点の座標を求める方法について、詳細に説明する。
図12に示すような蛍光板30の光源32を算出する方法として、従来から重心法が使われている。この重心法とは、蛍光板30の左右に設置した光検出器(例えば、光電子増倍管)で得られた光量の比から重心を求め位置を算出する方法である。しかし、この方法は、光源の「相対位置」(左右の光検出器のどちら側で蛍光したのか)しか求めることが出来ない。この従来の方法と異なり、直接光源の絶対位置を算出する新しい分析法である蛍光分布解析法を以下に述べる。これは、炭素や水素のような質量数が小さな分子で構成される有機シンチレータ(例えば、プラスチックシンチレータやp-テルフュニル)を使うことで、性能が発揮される。蛍光板30にて発生した光は、図12(A)に示す如く、全方向に一様に放出される。放出された光は、図12(B)に示す如く、蛍光板30の表面で全反射を繰り返しながら側面に到達する。有機シンチレータは、質量数が少ないために伝搬中における光の吸収が非常に小さい。そのため、側面で得られる光量の分布は、放出された時の光の立体角で記述することが出来る。(この方法を質量数の大きな無機シンチレータの場合に対して使うことも可能である。しかし、伝搬中での光の吸収や蛍光板中の密度分布による影響の要素を考慮した計算をせねばならず、立体角だけでは算出できない。)
そこで、光量分布を得るために、図12(B)にあるように側面に複数の光検出器(例えば、光電子増倍管や複数のセルで構成されるマルチアノード光電子増倍管や半導体光検出器)を1列に配置する。
ある側面に配置された半径rの面積を持つ光検出器(距離間隔dで、光検出器がi=1,8まである場合)を光源から見た立体角Ωiは、次の式で表すことが出来る。
Ωi = (πr2×y)/(xi 2+y2)3/2…(8)
ここで、iは光検出器の番号を示す。xiは光源からi番目の光検出器までのx軸に対する距離、yは光源から光検出器の配置された側面までの距離を示す。
Ωi = (πr2×y)/(xi 2+y2)3/2…(8)
ここで、iは光検出器の番号を示す。xiは光源からi番目の光検出器までのx軸に対する距離、yは光源から光検出器の配置された側面までの距離を示す。
ここで重要なのは、同じ面に配置されている光検出器の立体角において、yは光検出器の場所(i=1,8)に依存することなく同じなことである。またxiは、光源から光検出器(i=1)までの距離x1と光検出器間の距離dを用いることにより次のように表すことが出来る。
xi=x1-d×(i-1)…(9)
xi=x1-d×(i-1)…(9)
質量数が小さい有機シンチレータの場合、光検出器(i)で測定できる光量Piは、立体角で記述できるので、次のように表すことが出来る。
Pi∝Ωi=A×Ωi…(10)
ここでAは、比例係数である。
Pi∝Ωi=A×Ωi…(10)
ここでAは、比例係数である。
(8)、(9)、(10)式をまとめると、側面で得られる光量分布は、3つの変数(A、x1、y)で表すことが出来る。
Pi = A × (πr2×y)/({xi - d×(i-1)}2+y2)3/2…(11)
この(11)式を、実際に光検出器(i=1,8)で得られた光量分布Piに対してフィッティングすることにより、蛍光の絶対位置(x1、y)を求めることが可能になる。
この(11)式を、実際に光検出器(i=1,8)で得られた光量分布Piに対してフィッティングすることにより、蛍光の絶対位置(x1、y)を求めることが可能になる。
この方法を用いることにより、図13(A)に示す如く、2次元座標(X方向)を算出することができる。更に、図13(B)に示す如く、1枚の蛍光板を光学的に対向する数段の光検出群(図では高さ方向に2段)で見るようにすれば、Z方向に対する情報も得られる。
そして、対称に配置された2つの有機シンチレータの相互作用点座標を線で結ぶことにより、図11に示したエネルギー情報でのみ特定した帯状の領域Iを、図14(全体図)及び図15(XV部拡大図)にある線状の領域IIのライン上にまで特定できる。
これに対して従来は、フーリエ解析を行なって、このラインを求めていたため、解析時間が長く必要で、場合によっては、検査当日に診断結果が出ない場合も多かった。本発明によれば、難しい解析を一切行なわず、計測時にラインまで求められるので、解析時間を大幅に短縮して、その日のうちに診断結果が出る。従って、患者の不安も解消できる。
更に、ガンマ線の放出角が分かるため、これまでのPETシステムに使用していたコリメータを必要としない。そのため、PETシステムの大幅な軽量化が図れる。
次いでステイタス(S16)に進み、TOF原理を用いて時間解析を行って、図16に示す如く、対向して配置された2つの有機シンチレータに到着したガンマ線の到着時間(飛行時間)I及びIIの差から飛距離を絞り込むことで、エネルギーと空間情報から得られた線状の領域IIのどの位置に放射線核種8があるか特定することができる(S17)。以上図10で示したプログラムは、コンピュータで読取可能な記憶媒体、例えばハードディスクやROMなどに記憶させることができる。
なお、図10においてステイタス(Sa11)及び(Sa12)の処理の代わりに、従来のようにフーリエ変換を用いて解析することで領域Iを領域IIのライン上にまで特定する事もできる。
あるいは、領域Iに限定したのち、TOF解析方法用いて、測定対象の有機シンチレータからの距離を求めることが出来る。
これまでのPET装置では、時間応答の遅い無機シンチレータでTOFを試みていたが、時間応答が早い有機シンチレータを導入したことにより、PET装置におけるTOFの実用が可能になる。偶発的に起こるノイズ信号の除去率は、前途の検出ウインドウの時間幅に比例する。これまでの無機シンチレータと比べて検出ウインドウΔT幅が著しく狭くなった分だけ、ノイズ信号を除去できる。つまり、高S/Nでの測定が可能になる。
なお、前記実施形態においては、モジュールが直方体状とされていたが、図17に示す第2実施形態の如く、図4のような円周状の配置において無機シンチレータ14を測定対象側に尖った楔状とすることが出来る。本実施形態によれば、PET装置等において、モジュールを効率的に配置することができる。更に、有機シンチレータ12を台形状とすることもできる。
又、前記実施形態においては、いずれも、有機シンチレータ12の両側に無機シンチレータ14が配置されていたが、図18に示す第3実施形態の如く、無機シンチレータ14を有機シンチレータ12の片側にのみ配置したり、図19に示す第4実施形態の如く、有機シンチレータ12の途中まで配置することも可能である。
なお、前記説明では図10に示すPET装置を例にとっていたが、本発明の適用対象は、これに限定されず、図10においてその一部を点線で囲んだSPECT装置や、他の断層像撮影装置、放射線診断装置等にも適用できる。
また、光検出器に取り込むシンチレーション光を増やすために、有機シンチレータ12と無機シンチレータ14、それぞれを反射材で囲むことができる。
コリメータを用いることなく超感度を安価に実現可能なガンマ線検出器、該ガンマ線検出器を用いた放射線診断装置、PETやSPECT等の断層像撮影装置、及び、その解析方法を実現できる。
Claims (30)
- 測定対象から放出されるガンマ線を検出するためのガンマ線検出器において、
測定対象から放出されるガンマ線によるコンプトン電子を検出するための有機シンチレータと、
同じくコンプトンガンマ線を検出するための無機シンチレータと、
各シンチレータでの発光を検出する光検出器と、を備え、
有機シンチレータの発光と無機シンチレータの発光から前記各々の光検出器の検出時間と検出エネルギーに基づき同一イベントに基づくペアーを選択する同期計測を行うことを特徴とするガンマ線検出器。 - 前記検出器モジュールが対になっている場合は、個々の検出器モジュールにおいて、それぞれ同期計測を行うことにより、ノイズ排除性能を高めたことを特徴とする請求項1に記載のガンマ線検出器。
- 前記同期計測と判定したガンマ線の検出ウインドウを有機シンチレータ発光の検出時間の規準とすることを特徴とする請求項2に記載のガンマ線検出器。
- 有機シンチレータの発光時間幅に見合う非常に短いショートタイムウインドウと無機シンチレータの発光時間幅に見合う比較的長いロングタイムウインドウが重なっている場合と、重なっていない場合で、検出ウインドウの生成幅を変えることで計測精度を高めたことを特徴とする請求項2に記載のガンマ線検出器。
- 有機シンチレータの発光時間幅に見合う非常に短いショートタイムウインドウと無機シンチレータの発光時間幅に見合う比較的長いロングタイムウインドウが重なっている場合、重なっている幅を検出ウインドウとし、検出時間の基準とすることを特徴とする請求項4に記載のガンマ線検出器。
- 有機シンチレータの発光時間幅に見合う非常に短いショートタイムウインドウと無機シンチレータの発光時間幅に見合う比較的長いロングタイムウインドウが重なっていない場合、有機シンチレータの発光時間幅に見合う非常に短いショートタイムウインドウを検出ウインドウとし、検出時間の基準とすることを特徴とする請求項4に記載のガンマ線検出器。
- 無機シンチレータ用光検出器と有機シンチレータ用光検出器の検出した各検出時間と各検出エネルギーを時間軸に沿って所定時間幅の同期走査窓で走査し、同期走査窓が有機フラッグを通過する直前に同期走査窓内のフラッグを検出することを特徴とする請求項1に記載のガンマ線検出器。
- 同期走査窓が有機フラッグを通過する直前に同期走査窓内の全フラッグの検出エネルギーの合算値を求め、該合算値の方がガンマ線の放出エネルギーの基準値より小さい場合は、前記有機フラッグをノイズと判定することを特徴とする請求項7に記載のガンマ線検出器。
- 同期走査窓が有機フラッグを通過する直前に、該有機フラッグのエネルギーを検出し、該検出エネルギーがガンマ線の放出エネルギーの基準値より大きい場合は、前記有機フラッグをノイズと判定することを特徴とする請求項7に記載のガンマ線検出器。
- 同時計測の計測時間を、前記同期計測ウインドウを基準とし、計測時間精度を高めたことを特徴とする請求項1乃至9のいずれかに記載のガンマ線検出器。
- 前記2種のシンチレータで同期計測したガンマ線のエネルギー吸収量を合算して測定対象から放出されたガンマ線を再構築することを特徴とする請求項1乃至9のいずれかに記載のガンマ線検出器。
- 測定対象を挟んで前記検出器モジュールを対に構成し、それぞれの検出器モジュールでガンマ線を再構築することにより、測定対象の放出領域を限定することを特徴する請求項1乃至9のいずれかに記載に記載のガンマ線検出器。
- 測定対象を挟んで前記検出器モジュールを対に構成し、それぞれの有機シンチレータでのガンマ線の発光位置を結ぶことにより、フーリエ変換することなく、測定対象の放出位置をそのライン上に特定することを特徴する請求項1乃至9のいずれかに記載に記載のガンマ線検出器。
- 請求項6で限定した放出領域を請求項13によりライン上に特定することを特徴するガンマ線検出器。
- 請求項12で限定した放出領域で、飛行時間解析により、測定対象の有機シンチレータからの距離を求めることを特徴するガンマ線検出器。
- 前記対となる検出器モジュールぞれぞれの出力により飛行時間解析を行なうことを特徴とする請求項14に記載のガンマ線検出器。
- 前記無機シンチレータが、有機シンチレータの側面に配置されていることを特徴とする請求項1乃至16のいずれかに記載のガンマ線検出器。
- 前記無機シンチレータが、測定対象側が狭い楔形とされていることを特徴とする請求項17に記載のガンマ線検出器。
- 光検出器の光検出部を前記シンチレータの光取出面の一部と光学対面するように設け、該光学対面部に蛍光分布解析法に基づくX方向の発光分布を検出する光検出器とY方向の発光分布を検出する光検出器とを設けたことを特徴とする請求項1乃至18のいずれかに記載のガンマ線検出器。
- 前記シンチレータの光取出面のXY中心軸に沿って光検出器を配設したことを特徴とする請求項19に記載のガンマ線検出器。
- 同期計測を行ったイベントに対し同時計測して得たデータを、フーリエ変換することなく、画像に構成することで、画像作成時間を短縮しつつ画像精度を高めたことを特徴とする請求項1乃至20のいずれかに記載のガンマ線検出器。
- 前記ガンマ線検出器が1検出器モジュールであることを特徴とする請求項1乃7至9のいずれかに記載のガンマ線検出器。
- 前記ガンマ線検出器がSPECT装置用の検出器であることを特徴とする請求項22に記載のガンマ線検出器。
- 前記ガンマ線検出器がPET装置用の検出器であることを特徴とする請求項1乃至19のいずれかに記載のガンマ線検出器。
- 請求項1乃至15のいずれかに記載のガンマ線検出器が、測定対象の周りに配置されていることを特徴とする放射線診断装置。
- 請求項1乃至15のいずれかに記載のガンマ線検出器が、測定対象から互いに反対方向に放射される一対の消滅ガンマ線を検出するよう、対で配置されていることを特徴とする断層像撮影装置。
- 前記対となるガンマ線検出器の出力により飛行時間解析を行なうことを特徴とする請求項26に記載の断層像撮影装置。
- 請求項25に記載の断層像撮影装置において、
有機シンチレータの特性に合わせたガンマ線の検出ウインドウでエネルギーを識別する手順と、
有機シンチレータと無機シンチレータでのエネルギーの和でガンマ線を識別する手順と、
有機シンチレータでのシンチレーション分布より、有機シンチレータでの蛍光座標を算出する手順と、
対となる2つの有機シンチレータの蛍光座標を線で結ぶことにより、エネルギー情報のみで特定した領域を、線上に特定する手順と、
対となる2つの有機シンチレータに到着したガンマ線の時間差から、前記線上の放射線核種の3次元座標を特定する手順と、
を含むことを特徴とする断層像撮影装置の解析方法。 - 請求項28に記載の断層像撮影装置の解析方法をコンピュータに実行させるための、記憶媒体から読取可能なコンピュータプログラム。
- 請求項29に記載のコンピュータプログラムが記憶された、コンピュータで読取可能な記憶媒体。
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