專利名稱：核醫學診斷裝置的制作方法
技術領域：
本發明涉及核醫學診斷裝置。
背景技術：
核醫學診斷裝置例如像以下那樣進行PET (positron emission tomography 正電 子發射斷層顯像)收集。首先，向被檢體投放由放射出正電子(positron)的放射性同位素 來進行標識的藥劑。核醫學診斷裝置利用以環狀配置在被檢體周圍的多個光檢測器來反復 檢測從被檢體內放射出的伽馬射線。并且，核醫學診斷裝置將伽馬射線的檢測時刻用作時 間戳(time stamp)，鑒別在規定時間范圍內檢測出的兩條伽馬射線。鑒別出的兩條伽馬射 線被推定為由同一湮滅點發生。推定出核醫學診斷裝置在連結進行同時測量的一對檢測器 的線(L0R，line of response，響應線)上存在湮滅點。這樣，鑒別由同一湮滅點發生的兩 條伽馬射線的情況稱為同時測量(coincidence，符合)。核醫學診斷裝置根據來自與LOR 有關的光檢測器的輸出信號發生PET圖像的數據。為了確定以光速(約30萬km/s)進行傳播的伽馬射線的發生位置，需要對伽馬射 線事件提供lOpesec (微微秒)指令的準確時間戳。因此，核醫學診斷裝置中需要非常高的 時間分辨率。因此，對于全部的光檢測器需要高精度的時鐘同步。因此機構非常地復雜且 造價高。另外，IOpesc指令的時鐘同步在技術上是非常困難的。另外，各光檢測器具有固有的反應時間(上升時間，rise time)。因此，預先測定 各個光檢測器的反應時間，并根據該測定結果(校正數據，calibration data)修正各個光 檢測器的反應時間，以使得全部光檢測器的反應時間相同。該修正被稱為定時修正。通過 像這樣以全部光檢測器的反應時間變得相同的方式進行校正，改善了核醫學診斷裝置的時 間分辨率。但是，為了取得關于全部光檢測器的校正數據則需要非常長的時間。另外，光檢 測器的反應時間隨著時間而變化。因此，取得的校正數據只能短時間有效。故不得不長時 間且頻繁地進行定時校正。因此用戶的負擔非常大。現有技術文獻日本特開2003-279652號公報。
發明內容
本發明的核醫學診斷裝置，其特征在于，包括光信號發生部，反復發生光信號； 光檢測部，反復檢測上述發生的光信號，反復生成與上述檢測的光信號的強度對應的第1 輸出信號，反復檢測從被檢體內放射出的伽馬射線，反復生成與上述所檢測的伽馬射線的 強度對應的第2輸出信號；測量部，反復測量在上述光檢測部中的光信號的檢測時刻，重建測量在上述光檢測部中的伽馬射線的檢測時刻；計算部，針對上述反復檢測的伽馬射線的 各檢測時刻，計算作為計算對象的伽馬射線的檢測時刻與在上述反復測量的光信號的檢測 時刻中的在上述作為計算對象的伽馬射線的檢測時刻前所測量出的光信號的檢測時刻的 差；存儲部，相關聯地存儲各上述計算出的差與各上述第2輸出信號。本發明的目的在于提供一種在減輕用戶負擔的基礎上，能夠提高時間分辨率的核 醫學診斷裝置。并且能夠實現提供一種在減輕用戶負擔的基礎上，能夠提高時間分辨率的核醫學 診斷裝置。
圖1為表示本實施方式的核醫學診斷裝置的結構的圖。圖2為表示圖1的機架部的概略結構的圖。圖3為表示圖1的檢測器模塊與激光脈沖發生器的詳細結構的圖。圖4為表示在伽馬射線事件中的圖1的檢測器模塊的輸入與輸出的圖。圖5為表示在虛擬事件(激光脈沖事件)中的圖1的檢測器模塊的輸入與輸出的 圖。圖6為表示從圖3的不同的兩個光電子倍增管中反復輸出的電脈沖的圖。圖7為表示從在圖1的控制部的控制下執行的PET收集到PET圖像顯示的處理的 典型流程的圖。圖8為表示在圖1的檢測時刻列表存儲部所存儲的檢測時刻列表的一個例子的 圖。圖9為表示在圖1的相對時間列表存儲部所存儲的相對時間列表的一個例子的圖。圖10為表示由圖1的重建部進行的通常的PET圖像重建法與TOF-PET圖像重建 法的不同的圖。圖11為表示本實施方式的變形例的檢測器模塊與激光脈沖發生器的詳細結構的 圖。符號說明10...機架部、20...殼體、30...檢測器環、31...檢測器模塊、33...光檢測器、 331. · ·閃爍器(scintillator) ,333. · ·光導(light guide) ,335. · ·光電倍增管、35. · ·前 端電路(front end circuit) ,351. · ·能量計算部、353. · ·位置計算部、355. · ·檢測時刻 測量部、40...激光脈沖發生器(laser pulse generator) ,41...光傳導路徑(光纖)、 50...圖像處理裝置、51...檢測時刻列表存儲部、53...事件識別部、55...相對時間計算 部、57...相對時間列表存儲部、59...同時測量部、61...重建部、63...顯示部、65...輸入 部、67...控制部。
具體實施例方式本實施方式的核醫學診斷裝置具備光信號發生部、光檢測部、測量部、計算部以及 存儲部。光信號發生部，反復發生光信號。光檢測部，反復檢測所發生的光信號，反復生成與檢測出的光信號的強度相應的第1輸出信號，反復檢測從被檢體內所放射出的伽馬射線， 反復生成與檢測出的伽馬射線的強度相應的第2輸出信號。測量部，反復測量在光檢測部 中的光信號的檢測時刻，反復測量在光檢測部中的伽馬射線的檢測時刻。計算部，針對反復 測量的伽馬射線的各檢測時刻，計算作為計算對象的伽馬射線的檢測時刻與在反復測量的 光信號的檢測時刻中的在作為計算對象的伽馬射線的檢測時刻前所測量出的光信號的檢 測時刻的差。存儲部，將計算出的各個差與各個第2輸出信號關聯起來存儲。以下，參照附圖對本實施方式的核醫學診斷裝置進行說明。圖1為表示本實施方式的核醫學診斷裝置的結構的圖。如圖1所示核醫學診斷裝 置具有機架部10與圖像處理裝置50。圖2為表示機架部10的概略結構的圖。如圖2所 示，機架部10在殼體20內部具有檢測器環30與激光脈沖發生器40。在檢測器環30的開口部插入能載置被檢體P的躺板。檢測器環30具有以圓周狀 排列在躺板的長軸周圍的多個檢測器模塊31。典型的情況是，檢測器環30沿著躺板的長軸 被排列多個。激光脈沖發生器40具有與搭載在殼體20的內部的檢測器模塊31數量相同的光 傳導路徑(未圖示)。典型地，光傳導路徑為光纖。激光脈沖發生器40，反復發生能夠由檢 測器模塊31檢測光信號，典型的情況是以一定的時間間隔反復發生激光脈沖。發生的激光 脈沖經由光傳導路徑入射到檢測器模塊31中。圖3為表示檢測器模塊31與激光脈沖發生器40的詳細結構的圖。另外，在圖3 (圖 1也一樣)中為了簡單只圖示了兩個檢測器模塊31，但是在實際的殼體20內部能夠搭載更 多的檢測器模塊31。如圖3所示，各檢測器模塊31配備有光檢測器33與前端電路35。光檢測器33檢測光并生成與檢測的光的強度相應的電信號。具體來講，光檢測器 33檢測從被檢體內放出的伽馬射線，并生成與檢測出的伽馬射線的強度相應的模擬的電信 號(以下，稱為伽馬射線信號)。另外，光檢測器33檢測從激光脈沖發生器40入射的激光脈 沖，并生成與檢測出的激光脈沖的強度相應的模擬的電信號(以下，稱為激光脈沖信號)。 另外，將“檢測光”稱為“發生事件(events) ”。進而，將“檢測伽馬射線”稱為“發生伽馬射 線事件(gamma events) ”，另外將“檢測激光脈沖”稱為“發生虛擬事件(pseudo events)”。具體來講，各光檢測器33通過接合多個閃爍器(晶體)331、光導333以及光電倍 增管335而構成。各閃爍器331由成形為長方體狀的閃爍器結晶組成。閃爍器結晶為當伽馬射線入 射就發生螢光的物質。閃爍器331以伽馬射線入射面朝向檢測器環30內側的方式進行排 列。閃爍器結晶使用例如NaI (碘化鈉)、BGO (鍺酸鉍)以及LSO (向摻鈰硅酸镥添加一定 量的二氧化鈰)等。對一個檢測器模塊31搭載二維排列的多個閃爍器331。光導333與多 個閃爍器331的伽馬射線入射面的相反側的面進行光學接合。在各閃爍器331的側面涂布 了反射材料。螢光被導至光導333。光導333由丙烯等具有光導電性的物質形成。光電倍增管335與在光導333的閃 爍器接合面的相反側的面接合。另外，激光脈沖發生器40的光纖41與光導333的側面進 行光學接合。光導333將來自閃爍器331的螢光或者來自光纖的激光脈沖導至光電倍增管 335的光電面上。
激光脈沖發生器40具有與檢測器模塊31相同數量的光纖41。殼體20內的全部 檢測器模塊31與激光脈沖發生器40經由光纖41接合。激光脈沖發生器40經由各光纖41 每隔一定時間間隔反復地向各檢測器模塊31的光導333入射激光脈沖。激光脈沖具有一 定強度。另外，設激光脈沖的持續時間與標準的螢光的持續時間(即、來源于伽馬射線的電 脈沖的持續時間)相比，足夠短。所有光纖41的長度相同。典型的情況是，光纖長度與在 殼體20內部的全部光纖41中的、在物理上離激光脈沖發生器40最遠的光導333接合的光 纖41的長度統一。這樣，通過使殼體20內部的全部光纖41的長度相同，就能夠對殼體20 內部的全部光導333同時入射激光脈沖。光電倍增管335以光電面朝向光導333側的方式在光學上與光導333接合。前端 電路35與光電倍增管335的光電面的反側面接合。光電倍增管335經由光導333從閃爍 器331中接收螢光，對接收的螢光進行放大，并發生與放大的螢光的光量相應的脈沖狀的 電信號。另外，光電倍增管335接收入射到光導335中的激光脈沖，對接收的激光脈沖進行 放大，并發生與放大的激光脈沖的光量相應的脈沖狀的電信號。這樣光電倍增管335作為 電信號發生部發揮功能。所發生的電脈沖被供給至前端電路35。另外，也可以代替光電倍 增管335設置作為電信號發生部發揮功能的光電二極管。前端電路35具備圖1所示的能量計算部351、位置計算部353以及檢測時刻測量 部355的功能。能量計算部351根據來自光電倍增管335的電信號，生成具有與入射到光檢測器 33的光的能量值相應的強度的電信號(能量信號)。生成的能量信號的能量值被供給到圖 像裝置50的檢測時刻列表存儲部51。位置計算部353根據來自光電倍增管335的電信號，生成具有與光入射的位置坐 標相應的強度的電信號(位置信號)。典型的情況是，位置坐標為發生光的閃爍器331的位 置坐標。伽馬射線實際上入射到閃爍器331。因此，由位置計算部353計算的伽馬射線的位 置坐標稱得上是實際測量的位置坐標。但是，激光脈沖實際上不入射到閃爍器331。因此， 由位置計算部353計算的激光脈沖的位置坐標稱得上是假想的位置坐標。生成的位置信號 被提供給圖像處理裝置50的檢測時刻列表存儲部51。另外，在圖像處理裝置50內部，將位置信號與能量值關聯起來處理。以下，將與位 置信號關聯起來的能量值稱為事件數據。檢測時刻測量部355對從光電倍增管335供給的電信號的強度進行監視，并測量 由光檢測器檢測出激光脈沖或伽馬射線等光的時刻。接著檢測時刻測量部355生成表示檢 測時刻的檢測時刻數據。檢測時刻數據被供給至圖像處理裝置50的檢測時刻列表存儲部 51。圖像處理裝置50具備檢測時刻列表存儲部51、事件識別部53、相對時間計算部 55、相對時間列表存儲部57、同時測量部59、重建部61、顯示部63、輸入部65以及控制部 67。檢測時刻列表存儲部51存儲檢測時刻列表的數據。檢測時刻列表為對每個事件 至少與事件數據與檢測時刻數據相關起來的列表。在檢查時刻列表上，將伽馬射線事件的 檢測時刻作為時間戳進行使用。關于檢測時刻列表的詳細情況在后面進行敘述。事件識別部53參照在檢測時刻列表存儲部51中存儲的檢測時刻列表，根據各事
7件的能量值來識別各事件是伽馬射線事件，還是虛擬事件。相對時間計算部55計算伽馬射線事件的檢測時刻與虛擬事件的檢測時刻的差。 例如，相對時間計算部55通過從伽馬射線事件的檢測時刻減去對應的虛擬事件的檢測時 刻來計算差，即伽馬射線事件的檢測時刻相對于虛擬事件的檢測時刻的相對時間。作為計 算對象的伽馬射線事件與虛擬事件被限定為由同一光檢測器33檢測出的事件。例如，作 為計算對象的伽馬射線事件的檢測時刻，根據在該檢測時刻緊接之前通過同一光檢測器33 檢測出的虛擬事件的檢測時刻進行減法。與計算出的相對時間有關的數據被提供給相對時 間列表存儲部57。相對時間列表存儲部57存儲相對時間列表的數據。相對時間列表為將每個伽馬 射線事件至少和與伽馬射線事件有關的事件數據(投影數據)以及相對時間數據相關聯的 列表。在相對時間列表上相對時間作為伽馬射線事件的時間戳來使用。同時測量部59利用相對時間來進行伽馬射線事件的同時測量。具體來講，同時測 量部59從相對時間列表中反復鑒別收斂于預先確定的時間范圍內的兩個伽馬射線事件， 反復鑒別與該兩個伽馬射線事件有關的事件數據。確定出的兩個伽馬射線事件被推定為來 源于由同一湮滅點所發生出的一對伽馬射線。連結檢測一對伽馬射線的一對光檢測器33 之間的線被稱為L0R(line of interest 響應線)。通過反復進行同時測量來鑒別與LOR 有關的事件數據。重建部61從相對時間列表存儲部57中讀出與同時測量的伽馬射線事件有關的事 件數據，并根據讀出的事件數據重建表示被檢體內的放射性同位素的濃度分布的PET圖像 的數據。顯示部63在顯示設備上顯示由重建部61所重建出的PET圖像。作為顯示設備能 夠適宜地利用CRT顯示器、液晶顯示器、有機EL顯示器以及等離子顯示器等。輸入部65受理來自操作者的各種指令或者信息輸入。具體來講，輸入部65經由 輸入設備輸入PET收集、重建處理的開始指示或結束指示，還可以輸入PET收集條件或者重 建條件。作為輸入設備能夠適當地使用鍵盤、鼠標、各種按鈕以及觸摸指令屏幕等。控制部67作為核醫學診斷裝置的中樞發揮功能。例如，控制部67在自身具備的 存儲器中展開專用程序，并通過依照該專用程序控制各部來進行PET收集或PET圖像的重 建處理。以下，針對本實施方式的核醫學診斷裝置的詳細情況進行說明。首先，針對在伽馬射線事件與虛擬事件各自中的檢測器模塊31的動作進行詳細 的說明。圖4為表示在伽馬射線事件中的檢測器模塊31的輸入與輸出的圖。如圖4所示， 當伽馬射線入射到閃爍器331就發生螢光。所發生的螢光經由光導333到達光電倍增管335 的光電面，由光電倍增管335轉換為電脈沖，并供給至前端電路35。前端電路35對供給的 電脈沖進行一定期間的積分，并生成來源于檢測的伽馬射線的具有能量值EG的能量信號。 另外，前端電路35對經由光電倍增管335所供給的電脈沖進行監視，并測量檢測時刻tG。 能量信號EG的能量值和與檢測時刻tG有關的檢測時刻數據被供給至檢測時刻列表存儲部 51。圖5為表示在虛擬事件(激光脈沖事件)中的檢測器模塊31的輸入與輸出的圖。如圖5所示，通過激光脈沖發生器40所發生的激光脈沖經由光纖41入射至光導333。入 射的激光脈沖經由光導333到達光電倍增管335的光電面，由光電倍增管335轉換為電脈 沖，并供給至前端電路35。前端電路35對供給的電脈沖進行一定期間的積分，并生成來源 于檢測的激光脈沖的具有能量值EL的能量信號。另外，前端電路35監視來自光電倍增管 335的電脈沖，并測量檢測時刻tL。能量信號EL的能量值和與檢測時刻tL有關的檢測時 刻數據被供給至檢測時刻列表存儲部51。圖6為表示從不同的兩個光電倍增管反復輸出的電脈沖的圖。圖6的上半部分為 表示從第1光電倍增管中輸出的電脈沖與時間t的關系的圖表，下半部分為表示從第2光 電倍增管輸出的電脈沖與時間t的關系的圖表。如圖6所示，對第1光電倍增管與第2光電倍增管，設置按順序入射第1激光脈沖、 第1伽馬射線、第2伽馬射線、第2激光脈沖、第3伽馬射線。由此第1光電倍增管按順序生 成與第1激光脈沖有關的電脈沖P11、與第1伽馬射線有關的電脈沖P12、與第2伽馬射線 有關的電脈沖P13、與第2激光脈沖有關的電脈沖P14、與第3伽馬射線有關的電脈沖P15。 同樣地第2光電倍增管按順序生成與第1激光脈沖有關的電脈沖P21、與第1伽馬射線有關 的電脈沖P22、與第2伽馬射線有關的電脈沖P23、與第2激光脈沖有關的電脈沖P24、與第 3伽馬射線有關的電脈沖P25。激光脈沖發生器40以一定時間的間隔例如以Ins —次的比例反復向光導入射激 光脈沖。這時，第1激光脈沖的檢測時刻tLll與第2激光脈沖的檢測時刻tL21之間的時 間間隔為Ins。另外，第1激光脈沖與第2激光脈沖基于上述結構在實際時間上分別嚴格地 在同一時刻向第1光電倍增管與第2光電倍增管入射。各電脈沖的能量值由如上述那樣安裝在前端電路的能量計算部351來進行計算。 更詳細地講，能量計算部351監視電脈沖的能量值，并等待能量值超過閾值T。當能量值超 過閾值T時，開始對能量值進行積分。并且在能量值低于閾值T的時間點結束積分。該積 分值被設定為該電脈沖的能量值。各電脈沖的檢測時刻由如上述那樣安裝在前端電路的檢測時刻測量部355來進 行測量。更為詳細地講，檢測時刻測量部355監視電脈沖的能量值，并等待能量值超過規 定的閾值T。然后將能量值超過規定閾值T的時間點作為事件的檢測時刻來進行測量。另 外，殼體20內部的全部檢測時刻測量部355不需要進行時鐘同步。例如，在第1光電倍增 管中的與第1伽馬射線有關的電脈沖的情況下，將能量值超過閾值T的時間點作為檢測時 刻tGll進行測量。因此，各檢測時刻測量部355依據來自自身具備的時鐘電路的時鐘脈沖 來獨立地測量檢測時刻。另外，檢測時刻的信息可以是由時分秒等來規定的時刻，也可以是 相對時間。例如，相對時間基于來自測量開始時刻等的基準時刻的時間差來規定。如圖6所示，在不同的光電倍增管中即使是同一規格制品但由于制造上或者經年 老化等因素影響而在對光的反應時間上也會發生細微的差異。與此相伴，螢光入射到光電 倍增管的光電面后的電脈沖的上升時間在光電子倍增管之間也會發生差異。例如，在第1 光電倍增管中，來源于第1激光脈沖的電脈沖Pll在時刻tLl 1被檢測。但是，在第2光電倍 增管中來源于第1激光脈沖的電脈沖P21在比時刻tLll晚的時刻tL21被檢測。S卩、可知在 第1光電倍增管與第2光電倍增管之間，關于第1激光脈沖產生了反應時間差tL21-tLll。 關于來源于其他的激光脈沖或者伽馬射線的電脈沖也一樣地發生了反應時間差。
另外，即使是同一光電倍增管，也有時相對于各電脈沖的反應時間有細微的不同。 但是，在激光脈沖的入射間隔程度的極短的時間內，由同一光電倍增管所檢測出的多個事 件的各反應時間被視為是相同的。換言之，在極短時間內，相對于虛擬事件的反應時間與相 對于伽馬射線事件的反應時間被視為是相同的。即、雖然在兩個光電倍增管中產生了反應 時間差，但是伽馬射線事件的檢測時刻與虛擬事件的檢測時間的時間差在實際時間上是相 同的。具體來講，如圖6所示，在第1光電倍增管中的第1伽馬射線的檢測時刻tGll與 第1激光脈沖的檢測時刻tLll的時間差為tGll-tLll。第2光電子倍增管中的第1伽馬 射線的檢測時刻tG21與第1激光脈沖的檢測時刻tL21的時間差為tG21-tL21。該時間差 tGll-tLll與時間差tG21-tL21在實際時間上是相同的。即，如果將伽馬射線事件的時間戳 設為與激光脈沖之間的時間差(相對時間)，則在同時測量等中能夠抵消第1光電倍增管與 第2光電倍增管之間的反應時間差tL21-tLll。本實施方式的核醫學診斷裝置由于上述理由，將伽馬射線事件的檢測時刻相對于 來源于激光脈沖的虛擬事件的檢測時刻的相對時間作為伽馬射線事件的時間戳來使用。接著，參照圖7針對與本實施方式有關的核醫學診斷裝置的典型動作例子進行說 明。圖7為表示在控制部67的控制下執行的、從PET收集到PET圖像顯示的處理的典型流 程的圖。首先，向被檢體投放用放射出正電子的放射性同位素來標記的藥劑。作為放射性 同位素，已知的有例如F18、015、Cll或者N13等。例如，在使用用F18所標記出的葡萄糖 (FDG 氟代脫氧葡萄糖)的情況下，癌通過PET圖像而可視化。這是因為癌的糖代謝比正常 細胞要劇烈。由此可以發現癌。另外，在用Cll標記對β淀粉肽(amyloid)具有親和性的 藥劑時，腦內的β淀粉肽通過PET圖像可發現。由此可以研究腦內的β淀粉肽的分布。當向被檢體投放藥劑且PET收集的準備就緒時，用戶經由輸入部65輸入PET收集 的開始指示。當輸入開始指示時控制部67控制各部而開始PET收集。PET收集期間，控制 部67控制激光脈沖發生器40，從而使激光脈沖每隔規定時間間隔地同時向全部檢測器模 塊31的光導333入射。在這種情況下，控制部67在PET收集期間，使檢測時刻列表存儲部51實時地記錄 檢測時刻列表的數據(步驟Si)。在步驟Sl中，檢測時刻列表存儲部51將與來源于激光脈沖的虛擬事件有關的事 件數據和與通常的伽馬射線有關的事件數據一起依次存儲在檢測時刻列表中。圖8為表示存儲在檢測時刻列表存儲部51中的檢測時刻列表的一個例子的圖。如 圖8所示，檢測時刻列表具有事件號碼、光電倍增管號碼、閃爍器號碼、檢測時刻以及能量 等項目。事件號碼是用于識別事件的號碼。光電倍增管號碼是用于識別檢測出與事件有關 的光的光電倍增管335的號碼。閃爍器號碼是用于識別與由位置計算部353計算出的位置 坐標對應的閃爍器331的號碼。檢測時刻是由檢測時刻測量部355測量出的事件的檢測時 刻。能量是由能量計算部351所計算出的能量值(伽馬射線或者激光脈沖的能量值)。例 如，1號事件(虛擬事件)的光，在檢測時刻tLll被PMTl號光電倍增管335檢測，當是由 SC3號閃爍器331發生時則對其進行計算，從而具有能量值EL1。同樣，4號事件(伽馬射線 事件)的光在檢測時刻tG21被PMT2號光電倍增管335檢測，當是由SC5號閃爍器331發
10生時則對其進行計算，從而具有能量值EG21。這樣在檢測時刻列表上，檢測時刻作為各事件 的時間戳而被利用。另外，檢測時刻列表既可以設為對于全部光電倍增管335生成一個，也可以設為 對于每個檢測器模塊31都生成。如果步驟Sl被執行，則控制部67使事件識別部53進行事件的識別處理(步驟 S2)。在步驟S2中，事件識別部53識別存儲在檢測時刻列表存儲部51中的各事件是虛 擬事件，還是伽馬射線事件。具體來講，事件識別部53判斷與作為識別對象的事件相關聯 的能量值是否具有相當于激光脈沖的能量值EL。是否具有能量值EL，是基于作為識別對象 的事件的能量值是否存在于含有能量EL的規定的能量范圍內來進行判斷的。在判斷出作 為識別對象的事件的能量值存在于規定的能量范圍內時，事件識別部53判斷該能量值具 有能量值EL，并識別出作為識別對象的事件為虛擬事件。表示著虛擬事件的編碼，例如，與 該事件的事件號碼相關聯地被存儲在檢測時刻列表存儲部51中。另一方面，在判斷出作為 識別對象的事件的能量值沒有在規定的能量范圍內時，事件識別部53判斷該能量值不具 有能量值EL，并識別出作為識別對象的事件為伽馬射線事件。例如，表示著伽馬射線事件的 編碼，與該事件的事件號碼相關聯地被存儲在檢測時刻列表存儲部51中。如果步驟S2被執行，則控制部67使相對時間計算部55進行相對時間的計算處理 (步驟S3)。在步驟S3中，相對時間計算部55對于存儲在檢測時刻列表存儲部51中的各伽馬 射線事件，計算伽馬射線事件的檢測時刻與虛擬事件的檢測時刻的時間差。更為詳細地講， 伽馬射線事件的檢測時刻減去虛擬事件的檢測時刻，計算伽馬射線事件的檢測時刻相對于 虛擬事件的檢測時刻的相對時間。根據由同一光電倍增管335所檢測出的伽馬射線事件的 檢測時刻與虛擬事件的檢測時刻來計算相對時間。作為計算對象的虛擬事件被限定于具有 緊接作為計算對象的伽馬射線事件的檢測時刻之前的檢測時刻。由此，能夠減輕由于相對 于在同一光電倍增管335中的各事件的反應時間差而帶來的時間戳精度的惡化。具體參照如圖8所示的檢測時刻列表說明相對時間的計算處理。把對事件號碼3 的伽馬射線事件計算相對時間的情況作為具體例子來進行說明。事件號碼3的伽馬射線事 件在檢測時刻tGll被PMTl號光電倍增管335檢測。相對時間計算部55參照檢測時刻列 表，并確定由PMTl號光電倍增管335在緊接檢測時刻tGll之前所檢測出的虛擬事件。設 滿足該條件的虛擬事件為事件號碼1的虛擬事件。這時，相對時間計算部55用事件號碼1 的虛擬事件的檢測時刻tLll減去事件號碼3的伽馬射線事件的檢測時刻tGll，計算出相對 時間 tGll-tLll。如果步驟S3被執行，則控制部67使相對時間列表存儲部57記錄相對時間列表的 數據(步驟S4)。在步驟S4中，相對時間列表存儲部57將由相對時間計算部55所計算出的相對時 間的數據和與伽馬射線有關的事件數據一同存儲在相對時刻列表中。圖9為表示存儲在相對時間列表存儲部57中的相對時間列表的一個例子的圖。如 圖9所示，相對時間列表具有事件號碼、光電倍增管號碼、閃爍器號碼、相對時間以及能量 等項目。例如，事件號碼3的伽馬射線事件的相對時間為tGll-tLll。這樣，在相對時間列表上，與虛擬事件的相對時間用作伽馬射線事件的時間戳。基于相對時間的時間戳通過同 時測量等而被利用。如果步驟S4被執行，則控制部67使同時測量部59進行同時測量處理(步驟S5)。在步驟S5中，同時測量部59將相對時間作為伽馬射線事件的時間戳來使用，對存 儲在相對時間列表存儲部57中的相對時間列表上的伽馬射線事件進行同時測量處理。具 體來講，同時測量部59從存儲在相對時間列表中的多個相對時間中，反復鑒別在預先設定 的規定的時間范圍內包含的一對相對時間。并且從相對時間列表中鑒別與鑒別出的一對相 對時間相關聯的一對事件數據。與一對相對時間對應的一對的伽馬射線事件被推定為由同 一湮滅點所發生的一對伽馬射線事件。連結檢測成對的伽馬射線事件的成對的檢測器模塊 31的線為L0R。用于識別LOR的編碼與鑒別出的成對伽馬射線事件的事件號碼被各個關聯 起來。對相對時間列表內的全部伽馬射線事件進行該成對的伽馬射線事件鑒別。另外，時 間范圍例如設定為6ns到18ns程度。同時測量部59不像以往那樣將檢測時刻作為時間戳 來使用，而是將與檢測時刻相比高時間分辨率的相對時間作為時間戳來使用。因此，同時測 量部59能夠比以往更準確更高時間分辨率地進行同時測量。如果步驟S5被執行，則控制部67使重建部61進行重建處理(步驟S6)。在步驟S6中，重建部61從相對時間列表存儲部57中讀出由同時測量部59所鑒 別出的事件數據，根據讀出的事件數據重建PET圖像的數據。在可利用的重建法中有不使 用成對的伽馬射線事件的時間戳的時間差的通常的PET圖像重建法、與使用成對的伽馬射 線事件的時間戳的時間差的T0F(time of flight 飛行時間)-PET圖像重建法。圖10為表示由重建部61進行的通常的PET圖像重建法與TOF-PET圖像重建法的 差異的圖。如圖10所示，通常的PET圖像重建法是以“在LOR上的各點處的湮滅點的存在 概率相同”為前提的重建法。因此，不管距離光檢測器有多遠，LOR上的各點處的權重全都 相同。重建部61利用這樣設定的權重來對事件數據進行重建處理，并生成PET圖像的數據。 即使在使用通常的PET圖像重建法的情況下，由于通過將相對時間設為時間戳從而以與以 往相比高時間分辨率進行同時測量，因此與以往相比PET圖像的畫質得到提高。另一方面如圖10所示，TOF-PET圖像重建法是以“根據伽馬射線事件的相對時間 差在LOR上的各點的湮滅點的存在概率不同”為前提的重建法。因此，LOR上的各點處的 權重與距光檢測器的距離相應地發生變化。以下，針對在TOF-PET圖像重建法中的加權進 行說明。設在第1檢測器模塊311中在相對時間tl檢測伽馬射線事件，在第1檢測器模塊 312中在相對時間t2檢測伽馬射線事件。這時，從LOR的中心點CP到湮滅點的距離d用以 下的式(1)進行表示。另外設c為光速。d = c(tl-t2)/2 · · · (1)利用該式⑴能夠計算出LOR上的湮滅點的位置。當計算湮滅點的位置時重建部 61設定權重。權重被設定為以隨著距湮滅點的距離越遠，值就越小。重建部61基于這樣設 定的權重根據事件數據重建PET圖像的數據。根據該TOF-PET圖像重建法，與通常的PET 圖像重建法相比可以提高S/N比。另外，與本實施方式有關的TOF-PET圖像重建法，不是像 以往的TOF-PET圖像重建法那樣將檢測時刻作為時間戳來使用，而是將與檢測時刻相比提 高了時間分辨率的相對時間作為時間戳來使用。因此，能夠比以往的TOF-PET圖像重建法 更準確地即更高時間分辨率地計算湮滅點。由此，基于TOF-PET圖像重建法的PET圖像的畫質也比以往得到了提高。如果步驟S6被執行，則控制部67使顯示部63進行顯示處理(步驟S7)。在步驟S7中，顯示部63在顯示設備中顯示生成的PET圖像。當顯示PET圖像時， 從PET收集到PET圖像顯示為止的處理結束。另外，設圖7中的處理與PET收集同時進行。但是，本實施方式不局限于此。例如， 也能夠根據檢測時刻列表的數據事后再進行步驟Sl到步驟S7的處理。根據上述結構與本實施方式有關的核醫學診斷裝置，在PET收集中，通過激光脈 沖發生器使虛擬事件對于各檢測器模塊在實際時間上同時地發生。然后將伽馬射線事件的 檢測時刻與虛擬事件的檢測時刻的時間差作為時間戳來使用。利用該新的時間戳，能夠抵 消對每個檢測器模塊不同的反應時間差。因此，本實施方式的核醫學診斷裝置與將檢測器 模塊所發生的伽馬射線事件的檢測時刻用作時間戳的以往裝置相比，能夠取得更高精度且 更高時間分辨率的時間戳。另外，不再需要在以往裝置中需要的、各檢測器模塊的時鐘同 步。因此，本實施方式的核醫學診斷裝置由于不需要設置用于時鐘同步的機構，因此能夠以 比往裝置便宜的價格制造。另外，在以往裝置中測量各個檢測器模塊的反應時間，并將具有 同樣反應時間的檢測器模塊集中安裝在裝置中。本實施方式的核醫學診斷裝置，由于通過 將相對時間設為時間戳從而能夠抵消反應時間，因此也不需要在測量檢測器模塊的反應時 間后、將具有同樣反應時間的檢測器模塊集中起來安裝在機架部10的操作。另外，本實施 方式的核醫學診斷裝置還能夠與PET收集同時自動地進行檢測器模塊的定時修正。因此， 與本實施方式有關的核醫學診斷裝置不需要通過以往需要的在PET收集前手動進行定時 修正的操作。因此，可以消除用戶在定時修正中的繁瑣操作。這樣根據本實施方式，實現了提供在減輕用戶負擔的基礎上，可提高時間分辨率 的核醫學診斷裝置。(變形例)在上述實施方式中設光纖與檢測器模塊的光導接合。但是，本實施方式并不局限 于此。在變形例的核醫學診斷裝置中，光纖與閃爍器光學接合。圖11為表示變形例中的檢測器模塊81與激光脈沖發生器40的詳細的結構圖。如 圖11所示，與變形例有關的檢測器模塊81裝備了光檢測器83與前端電路35。如此，檢測 器模塊81具有在多個閃爍器831與光電倍增管835之間不設光導的構造。光纖42與位于 多個閃爍器831中的端部的閃爍器的側面進行光學接合。經由該光纖42從激光脈沖發生 器40向閃爍器831入射激光脈沖。入射到閃爍器831內的激光脈沖被導至光電倍增管835 的光電面。光電倍增管835以光電面朝向多個閃爍器831 —側的方式進行光學接合。前端電 路35與在光電倍增管835的光電面的反側面接合。光電倍增管835從閃爍器831中接收 螢光，對接收的螢光進行放大，發生與放大后的螢光光量相應的脈沖狀的電信號。另外，光 電倍增管835接收入射到閃爍器831的激光脈沖，對接收的激光脈沖進行放大，從而發生與 放大的激光脈沖的光量相應的脈沖狀的電信號。發生的電脈沖被供給至前端電路35。其后 的處理與本實施方式相同，故省略記載。以上說明了特定的實施方式，但這些實施方式僅以例子的方式提出，而并不用于 限制本發明的范圍。實際上，這里所述的新穎實施方式能夠以各種其它形式具體實施，而
13且，在不脫離本發明的精神的情況下，可以對這里所述的實施方式的形式進行各種省略、替 換和改變。所附的權利要求及其等同方案意在覆蓋落入本發明的范圍和精神內的上述形式 或變形。
權利要求
1.一種核醫學診斷裝置，其特征在于，包括 光信號發生部，反復發生光信號；光檢測部，反復檢測上述發生的光信號，反復生成與上述檢測出的光信號的強度相應 的第1輸出信號，反復檢測從被檢體內放射出的伽馬射線，反復生成與上述檢測出的伽馬 射線的強度相應的第2輸出信號；測量部，反復測量在上述光檢測部中的光信號的檢測時刻，并反復測量在上述光檢測 部中的伽馬射線的檢測時刻；計算部，對于上述反復測量出的伽馬射線的各個檢測時刻，計算作為計算對象的伽馬 射線的檢測時刻與上述反復測量出的光信號的檢測時刻中的、在上述作為計算對象的伽馬 射線的檢測時刻前所測量出的光信號的檢測時刻的差；存儲部，將上述計算出的各個差與各個上述第2輸出信號關聯起來存儲。
2.根據權利要求1所述的核醫學診斷裝置，其特征在于上述光檢測部具有設置在載置上述被檢體的躺板的長軸周圍的多個光檢測器； 通過多個光傳導路徑分別接合上述光信號發生部與上述多個光檢測器； 上述多個光傳導路徑大致為同一長度。
3.根據權利要求2所述的核醫學診斷裝置，其特征在于上述多個光檢測器中的各個，具備接受光而發生螢光的閃爍器、接受由上述閃爍器發 生的螢光從而發生電信號的電信號發生部、以及配置在上述閃爍器與上述電信號發生部之 間的光導；上述光信號發生部對各上述光導同時入射上述光信號。
4.根據權利要求2所述的核醫學診斷裝置，其特征在于上述多個光檢測器中的各個，具備接受光從而發生螢光的閃爍器以及接受由上述閃爍 器發生的螢光從而發生電信號的電信號發生部；上述光信號發生部對各上述閃爍器同時入射上述光信號。
5.根據權利要求2所述的核醫學診斷裝置，其特征在于上述光信號發生部經由上述多個光傳導路徑對上述多個光檢測器同時入射多個光信號。
6.根據權利要求2所述的核醫學診斷裝置，其特征在于 各上述多個光傳導路徑為光纖。
7.根據權利要求2所述的核醫學診斷裝置，其特征在于上述作為計算對象的伽馬射線與在上述檢測時刻前測量出的光信號由上述多個光檢 測器中的同一光檢測器檢測出。
8.根據權利要求7所述的核醫學診斷裝置，其特征在于在上述檢測時刻前測量出的光信號是在上述作為計算對象的伽馬射線的檢測時刻之 前測量出的光信號。
9.根據權利要求1所述的核醫學診斷裝置，其特征在于，還具備鑒別部，將上述差利用為時間戳而從上述第2輸出信號之中鑒別來源于成對的湮滅伽 馬射線的成對的第2輸出信號。
10.根據權利要求1所述的核醫學診斷裝置，其特征在于，還具備鑒別部，根據上述差與預先確定的規定的時間范圍，從上述第2輸出信號之中鑒別來 源于成對的湮滅伽馬射線的第2輸出信號。
11.根據權利要求10所述的核醫學診斷裝置，其特征在于，還具備重建部，根據上述鑒別出的第2輸出信號重建與上述被檢體有關的核醫學圖像數據。
12.—種核醫學診斷裝置，其特征在于，包括存儲部，針對多個伽馬射線事件中的各個將與上述伽馬射線事件有關的投影數據和上 述伽馬射線事件的檢測時刻與基準時刻的相對時間關聯起來存儲；鑒別部，將上述相對時間作為時間戳來利用，從上述多個伽馬射線事件中反復鑒別收 斂于規定時間范圍內的與成對的伽馬射線事件有關的成對的投影數據。重建部，根據上述鑒別出的與成對的伽馬射線事件有關的投影數據重建與被檢體內的 放射性同位素的濃度分布有關的圖像數據。
全文摘要
本發明的核醫學診斷裝置具有光信號產生部、光檢測部、測量部、計算部以及存儲部。光信號產生部反復產生光信號。光檢測部反復檢測產生出的光信號，反復生成與檢測出的光信號的強度對應的第1輸出信號，反復檢測從被檢體內放射出的伽馬射線，反復生成與檢測出的伽馬射線的強度對應的第2輸出信號。測量部，反復測量在光檢測部中的光信號的檢測時刻，反復測量在光檢測部中的伽馬射線的檢測時刻。計算部，對反復測量出的伽馬射線的各檢測時刻，計算作為計算對象的伽馬射線的檢測時刻與反復測量出的光信號的檢測時刻中的在作為計算對象的伽馬射線的檢測時刻前測量出的光信號的檢測時刻的差。存儲部，相關聯地存儲計算出的各差與各第2輸出信號。
文檔編號A61B5/00GK102113881SQ201110000658
公開日2011年7月6日 申請日期2011年1月5日 優先權日2010年1月5日
發明者勅使川原學, 小森智康, 梅原隆哉, 高山卓三 申請人:東芝醫療系統株式會社, 株式會社東芝