專利名稱：核醫學診斷裝置的放射線檢測裝置及其檢測方法
技術領域：
本發明涉及核醫學診斷裝置的放射線檢測裝置及其檢測方法。
背景技術：
歷來一直提供有將使用放射性同位素(以下有時略稱為“RI”)標記的藥劑投入到被檢體內，根據放射線檢測部件對從該RI放射的伽馬射線的檢測和計測結果，將被檢體內的RI分布的情況圖形化的核醫學診斷裝置。特別是，作為將上述圖像作為三維分布圖像(斷層像)拍攝的裝置或部件的SPECT(單光子發射計算機斷層顯像儀)裝置已廣為人知。利用這種圖像，裝置使用者或手術者，無需外科部件就可以確認被檢體內部的情況(比如病變部、血流量、脂肪酸代謝量等)。
另外，涉及在具備多個上述放射線檢測部件的同時，利用正電子放射性核素作為上述放射性同位素，在正電子和電子結合消滅之際在180度方向上放出的伽馬射線再由上述多個放射線檢測部件同時檢測(同時計數測定，或伽馬射線的符合采集)的進行圖像化的PET(正電子發射斷層顯像儀)裝置也為人所知。另外，可在同一系統中實施該PET和上述SPECT的所謂“SPECT/PET兼用裝置”也為人所知。
順便說一下，在上述裝置中，通常，通過設定適當的能量范圍(或能量窗口)，可以只采集具有該范圍內的能量的伽馬射線。此處，比如，設定“康普頓邊沿以沿上的能量”等作為上述適當的能量范圍，采集與此相當的全部伽馬射線，已成為圖像化的基礎。這樣一來，就可以以產生光電效果的伽馬射線作為圖像化之際的主要基礎數據了。
但是，上述放射線檢測部件，是一種基本上具有在接受伽馬射線的入射，反映其入射位置及能量的同時，將其變換為(容易取得的)電信號的功能的裝置，作為其具體形態，可大致分為“閃爍室”和“半導體檢測器”兩種。
所謂的閃爍室，是以閃爍體(比如由NaI晶體及BGO及LSO等構成)以及光電倍增器管(PMT)為主構成的。利用此裝置，將入射到閃爍體上的伽馬射線變更為光信號，再將此光信號利用光電倍增管變換為電信號。另一方面，所謂的半導體檢測器，是將多個在伽馬射線入射時會產生電荷(即產生電信號)的半導體檢測元件(比如CdTe及CdZnTe等)離散地排列在平面上(矩陣狀)的結構。
但是，在上述的核醫學診斷裝置中，一般存在下述問題。即，需要提高上述放射線檢測部件的伽馬射線采集效率。之所以這樣說是因為這一伽馬射線采集結果是上述圖像化的基礎，為了保證其畫質及正確性，這一采集效率一般是越高越好。
這一點，在利用上述閃爍室作為放射線檢測部件的情況下，在其閃爍體由BGO及LSO等構成的情況，由于其對伽馬射線的阻止能力比較高，入射的大部分伽馬射線在該閃爍體內引起光電效應，可毫無遺漏地采集伽馬射線(就是說，在閃爍體中能給出全部能量)，可以說問題很少。
可是，在使用上述半導體檢測器的情況下，其阻止能力與上述閃爍體相比比較低，入射的伽馬射線多數不與檢測元件相互作用而穿過。并且，不但會未向檢測元件提供任何能量而穿過，還會引起康普頓散射之后穿過或引起康普頓散射之后引起光電效應。就是說，在利用半導體檢測器的情況下，一般很難將全部伽馬射線的能量給予檢測元件，所以，由于伽馬射線的采集效率低下，也影響了其圖像的質量。另外，如如要解決這種不方便，提高阻止能力，而使半導體檢測元件的厚度增大，則康普頓散射會發生多次，就不能確定其入射位置了。
另外，即使是使用上述閃爍室，在由NaI等構成其閃爍體的情況下，由于其阻止能力一般很低，也還是可能發生與上述同樣的問題。
順便說一下，這樣的情況在伽馬射線能量高的情況下就更成為問題。于是，認識到在這種情況下，提高該高能伽馬射線的采集效率，就如本文開頭所述，與閃爍室及半導體檢測器沒什么關系，而成為一般的可題。
發明內容
本發明是鑒于上述情況而提出的發明，其目的在于提供一種在放射線檢測部件中可使高能伽馬射線的采集效率提高的核醫學診斷裝置的放射線檢測裝置。
本發明為解決上述問題，采用了以下的部件。
即，權利要求范圍第1項記載的核醫學診斷裝置的放射線檢測裝置的特征在于，在具有利用多個放射線檢測單元檢測被檢體內的放射性同位素發出的伽馬射線的放射線檢測部件的核醫學診斷裝置的放射線檢測裝置中，使上述放射線檢測部件成為在區別并采集給出規定能量的伽馬射線的同時也區別并采集在上述放射線檢測部件內一度經過康普頓散射之后產生了光電效應的伽馬射線的放射線檢測部件。
另外，權利要求范圍第2項記載的核醫學診斷裝置的放射線檢測裝置的特征在于，在具有兩個以上利用多個放射線檢測單元檢測被檢體內的放射性同位素發出的伽馬射線的放射線檢測部件的核醫學診斷裝置的放射線檢測裝置中，上述伽馬射線是正電子和電子結合之際在180度方向上發出的伽馬射線，在上述兩個放射線檢測部件中，在同時檢測該伽馬射線者同時實施計數采集的情況下，使上述放射線檢測部件成為在區別并采集給出規定能量的伽馬射線的同時也區別并采集在上述放射線檢測部件內一度經過康普頓散射之后，產生了光電效應的伽馬射線的放射線檢測部件。
另外，權利要求范圍第3項記載的核醫學診斷裝置的放射線檢測裝置的特征在于，在權利要求范圍第1項或第2項記載的相同裝置中，上述放射線檢測部件是半導體檢測器。
另外，權利要求范圍第4項至第7項記載的核醫學診斷裝置的放射線檢測裝置的特征在于，分別在權利要求范圍第2項記載的相同裝置中，在由上述伽馬射線，在相鄰的上述放射線檢測單元中分別引起上述康普頓散射及上述光電效應的情況下，使該伽馬射線成為上述同時計數采集的對象(權利要求范圍第4項)；通過確認通過上述康普頓散射及上述光電效應給予上述放射線檢測單元的能量，確定該伽馬射線在上述放射線檢測部件中的入射位置(權利要求范圍第5項)；在將上述放射線檢測單元劃分為多個組的同時對該每個組實施上述區別(權利要求范圍第6項)；以及在同時計測采集經康普頓散射的伽馬射線的時候，以伽馬射線的能量為166keV～300keV的范圍的放射線檢測單元為伽馬射線的入射位置(權利要求范圍第7項)。
另外，權利要求范圍第8項記載的核醫學診斷裝置的放射線檢測裝置的特征在于，在具有利用多個放射線檢測單元檢測被檢體內的放射性同位素發出的伽馬射線的放射線檢測部件的核醫學診斷裝置的放射線檢測裝置中，具有選擇上述兩個放射線檢測單元同時檢測出的兩個伽馬射線的同時判斷部件和在該兩個伽馬射線的能量的相加值等于規定值的情況下區別該兩個伽馬射線的相加能量區別部件。
還有，權利要求范圍第9項～第16項的特征在于具有使以與前述權利要求范圍的第1項～第8項相對應的各構成有效實行的各步驟為特征的各放射線檢測方法。
圖1為展示本發明的實施例的核醫學診斷裝置的放射線檢測裝置(以下簡稱為核醫學診斷裝置)的構成例的概要圖。
圖2為展示圖1所示的伽馬射線能量區別部件的構成例的概要圖。
圖3為展示本實施例的伽馬射線采集的處理流程的流程圖。
圖4為說明康普頓散射現象的說明圖。
圖5為展示伽馬射線對的能譜的曲線圖，橫軸為能量值，縱軸為康普頓數(計數值)。
圖6為說明在伽馬射線在放射線檢測部件中一度經過康普頓散射之后引起光電效應的情況的說明圖。
圖7為展示與圖2所示的不同的伽馬射線能量區別部件的構成例的概要圖。
圖8為展示在將放射線檢測部件的檢測元件劃分為多個組的同時該各組具有能量區別部件的構成例的概要圖。
圖9為展示設置3臺放射線檢測部件的情況的構成例的概要圖。
具體實施例方式
下面參照附圖對本發明的實施例1予以說明。圖1為展示本發明的實施例的核醫學診斷裝置的放射線檢測裝置的構成例的概要圖。在圖1中，核醫學診斷裝置的構成包括放射線檢測部件(放射線檢測部件)1，伽馬射線能量區別部件2，符合判定部件3，數據采集部件4，圖像生成部件5以及圖像存儲器6。
放射線檢測部件1，其整體概貌為平板狀形態，是由多個半導體檢測元件12(在本發明中稱為“放射線檢測單元”，以下稱其為“檢測元件”)在圖1所示的XY平面上離散地以矩陣狀排列構成的。
另外，本實施例的放射線檢測部件1，如圖1所示，在床臺上的床板PL上橫臥的被檢體P的周圍有兩臺(參照圖中的符號1A及1B，兩個都具有同一構成)對向設置。利用這兩臺放射線檢測部件1A及1B，可以解消后述的PET采集。此外，這些放射線檢測部件1A及1B的整體，由圖中未展示的轉動臂支持，可以在被檢體P的周圍按照圖中箭頭A所示轉動。
檢測元件12，是用來接受投與上述被檢體P內的放射性同位素發出的伽馬射線將其直接變換為電信號的裝置。此電信號，包含分別表示其由來的上述伽馬射線是在放射線檢測部件1A或1B的哪一個位置中檢知的(換言之，是在“哪一個”檢測元件12中檢知的)，還有，該伽馬射線具有如何的能量的位置信息及能量信息。
更具體說，比如，可以使用化合物半導體碲化鎘(CdTe)等作為上述檢測元件12。還有，檢測元件12的大小，比如對于伽馬射線的入射面積可為1.6mm×1.6mm等等。另外，在本發明中，也可以使用化合物半導體CdZnTe作為檢測元件12。另外，為了取出上述電信號，在檢測元件12中設置圖中未展示的電極，這可以是，比如，鉑和銦的肖特基結構的器件等，鉑側為施加高壓用的電極，銦側為取出信號用的電極等等。此外，在配置的多個檢測元件12的各個元件之間，設置有圖中未展示的絕緣片等。另外，這些檢測元件12每一個上都附帶有電荷放大器和波形成形器(圖中都未展示)，上述電信號通過這些電路輸出。
利用這種半導體檢測器，與使用閃爍體的裝置不同，可以從伽馬射線直接得到電信號，并且特別是，由于檢測元件12的形成容易小型化(就是高集成化)，其本質的分解能，即所謂的intrinsic分解能，可以很高。
還有，在圖1中，伽馬射線能量區別部件2，如上所述，與放射線檢測部件1設置2臺相對應，分別各設置2組(A及B)。另外，此伽馬射線能量區別部件2A及2B的具體構成，如圖2所示，包括時標部件21，坐標檢測部件22，能量區別部件23和同時判斷部件24以及能量區別部件25。從示于圖1的伽馬射線能量區別部件2A及2B發出的兩個信號(單純能量區別或相加能量區別)，相應于通過能量區別部件23，或通過同時判斷部件24及能量區別部件25的哪一個而取得。
在圖2中，時標部件21，對于從放射線檢測部件1A及1B輸出來的電信號，刻上在放射線檢測部件1A及1B上是“何時”檢知的(＝檢知時間)。另外，坐標檢測部件22，確定成為該電信號的由來的伽馬射線是入射到放射線檢測部件1A及1B中的“哪一個”檢測元件12的，即抽出位置信息。
能量區別部件23，判定包含于上述電信號中的能量信息是否在預先規定的能量范圍內，在判斷是在該范圍內的情況，就發送與該伽馬射線的能量成比例的能量信號(單純能量區別信號，參照圖1)，在判斷為否的情況，不發送任何信號。另外，此處所說的“能量范圍”，比如關于能量值，為最小值和最大值，或最小值(或最大值)和以該最小值(或該最大值)為一端的通過指定規定的幅度等可以由裝置使用者確定的。另外，此能量范圍可以指定多個，具體說，如后面所述，可設定“康普頓邊沿以上的能量”等。
另外，能量區別部件25，在從放射線檢測部件1A及1B任何一方的任意兩個檢測元件12輸出的電信號，由同時判斷部件24認識到是“同時”輸出的情況(＝認識到在該兩個檢測元件12中伽馬射線是同時檢測的情況)，在選定這兩個電信號的同時將該兩個電信號的能量信息相加，在其等于規定的能量值(規定值)的情況，就發送與該兩個伽馬射線的能量成比例的能量信號(相加能量區別信號，參照圖1)，在判斷為否的情況，不發送任何信號。
另外，關于能量區別部件25的作用將在后面詳述。另外，能量區別部件23及能量區別部件25中任何一個都不通過的數據，如圖2所示，將予以廢棄。
返回圖1。符合判定部件3，就通過上述伽馬射線能量區別部件2A及2B的各個信號，選擇由時標部件21刻印的檢知時間在放射線檢測部件1A及1B的各個中是“同時”的信號并將此選擇的數據送到數據采集部件4。另外，此處所謂的“同時”，比如，相當于上述檢知時間的差為大約“10ns”的情況。在數據采集部件4中，將發送來的作為伽馬射線數據隨時累積。就是說，在本實施例中，通過上述時標部件21及符合判定部件3，對于由2組的放射線檢測部件1A及1B檢知的伽馬射線進行所謂的“符合(coincidence)采集”。另外，未認定為同時的數據，如圖1所示，將予以廢棄。
圖像生成部件5，根據在上述數據采集部件4累積的伽馬射線數據，生成關于被檢體P內的RI分布的平面像，并且重構斷層像，圖像存儲器6，將這些生成的或重構的平面像或斷層像存儲。另外，圖中未展示，在圖像存儲器6以后連接圖像顯示部等，將存儲于圖像存儲器6中的圖像顯示。
下面說明上述構成的核醫學診斷裝置的作用效果。另外，本發明，是進行PET采集的情況，其特征在于不是像通常那樣只根據引起光電效應的伽馬射線形成圖像，在入射到放射線檢測部件1A及1B的伽馬射線中，一度經過康普頓散射并引起光電效應的伽馬射線的數據也利用于圖像化，所以下面就以此點為中心進行說明。
首先，如圖3的步驟S1，開始采集從投與被檢體P的正電子核素放射性同位素RI(比如11C13N等)發射的伽馬射線(＝裝置使用者給出采集開始指令)，進入伽馬射線采集模式。此伽馬射線，在正電子和電子結合消滅之際在互相正相反的方向(180度方向)上放出伽馬射線對(參照圖1中從被檢體P內的放射性同位素RI伸出的虛線)。由于此伽馬射線的發射，在放射線檢測部件1或其檢測元件12內和該伽馬射線之間，產生光電效應、康普頓效應及電子對生成三種相互作用。
另外，作為現在敘述的伽馬射線采集開始的前提，裝置使用者，可以設定應該采集的伽馬射線的能量范圍(或能量窗口)，采集時間及采集計數等。另外，在下面，就設定“康普頓邊沿以上的能量”作為上述能量范圍，即能量區別部件23的采集對象范圍的情況展開說明。
順便說一下，所謂的上述“康普頓邊沿”，具體說具有如下所述的意味。首先，所謂“康普頓效應”，如圖4所示，檢測元件12內的電子E和入射的伽馬射線G發生彈性碰撞電子E發出為一方，是伽馬射線G散射(圖中Gs)現象。此時，由伽馬射線G將能量Ee給予電子E。就是說，檢測的上述電信號是與此能量Ee成比例。此時，眾所周知，由于圖示系統的動量及能量守恒，導入散射角θ，可表示為Ee＝E/(1+mec2/E(1-cosθ))…(1)其中的me是電子的靜止質量，c是光速。
但是，在上述式(1)中，散射角θ是180度的情況，即在圖4中，伽馬射線G，如符號Gb所示，在背散射的情況，cosθ＝-1，能量Ee為最大值，以Ee max表示。有時，此最大能量Ee max，一般，稱為“康普頓邊沿”，從式(1)可得Ee max＝E/(1+mec2/2E) …(2)從上述可知，通過將能量范圍劃分為“康普頓邊沿以上的能量”，可以忽視由于康普頓效應給予檢測元件12的能量，就是說，可能獲得以伴隨光電效應的產生的光電峰為主的能譜。樓外，這一點，不外是在本發明中所說的“對于放射線檢測部件以給出規定的能量的伽馬射線為采集對象”。
再返回圖3。如開始關于伽馬射線的數據采集，各放射線檢測部件1A及1B的檢測元件12檢知的伽馬射線，如圖3步驟S2所示，由于該檢測元件12的作用，變換為包含其入射的位置信息及能量信息的電信號。于是，此電信號，如圖3步驟S3所示，在送到時標部件21將檢知時間刻印之后，如圖3步驟S4所示，送到坐標檢測部件22將該伽馬射線G的位置信息抽出。
之后，在圖3的步驟5中，在能量區別部件23中，判斷該伽馬射線G的能量是否是上述預先設定的能量范圍，即在“康普頓邊沿以上的能量”內。此處，在判斷該伽馬射線的能量在上述能量范圍內的情況，由符合判定部件3判定在上述中刻印的檢知時間，在放射線檢測部件1A及1B的各個中是否相等，即是否是“同時”檢知的(圖3步驟S7)。于是，在判斷為“不同時”的情況，就將該數據廢棄(圖3步驟S81)，在判斷為“是同時”的情況，就將該數據送到數據采集部件4(圖3步驟S82)。
另一方面，在圖3步驟S6中，對放射線檢測部件1A及1B的任何一個的任意兩個檢測元件12，在同時輸出的電信號中，由能量區別部件25，判定這些能量相加值是否等于預先設定的“規定值”。另外，認識為同時輸出的電信號，在圖3的步驟6以前，在同時判斷部件24中，根據由時標部件21刻印的檢知時間選定。
此處，上述所謂的“規定值”，在本實施例中，根據下面的背景設定。首先，一般，在本實施例的伽馬射線對中，其能譜，可得到如圖5所示的結果。在此圖中繪出了可在該伽馬射線固有的能量值511keV附近看到的光電峰P1，還有由于1次～4次的康普頓散射可觀察到的譜線S1～S4，以及可同時觀察到這些譜線S1～S4的情況的譜線S等。另外，在能量值340keV附近的看起來像是“壁”的部位，是上述的康普頓邊沿(圖中符號為CE)(即Ee max≌340)。順便說，由此圖可知，在上述能量區別部件23中，明顯地可以看出，主要是采集參與光電峰P1的伽馬射線。
但是，入射到檢測元件12的伽馬射線，如上所述，與該檢測元件12發生光電效應、康普頓散射等相互作用，在本實施例中，其中特別令人注目的是在一度經過康普頓散射之后產生光電效應的伽馬射線。可認為，在這種伽馬射線中，比如，如圖6所示，在放射線檢測部件1A及1B上的一個檢測元件121中完成康普頓散射之后，在“別個”檢測元件122中產生光電效應的情況等。
于是，在這種情況，對上述檢測元件121，給予康普頓邊沿CE以下的能量Ee，對于上述別個檢測元件122，由于剝奪上述能量Ee的散射伽馬射線Gs(參照圖6)，給予伴隨光電效應的能量。所以，如現在假設圖6所示的檢測元件121的康普頓散射是背散射，在上述別個檢測元件122中，可觀察到從伽馬射線G的能量值大約511keV減去康普頓邊沿CE的能量值大約340keV的能量值，即“171keV附近”的能量值。
由此，結果可以如下這樣說。就是說，如果在放射線檢測部件1A或1B的任何一方的任意兩個檢測元件12中觀察到的能量信息的相加值在511keV附近(并且在一方的檢測元件中在171keV，則可以推定存在上述的檢測元件121和別個檢測元件122。換言之，可以推定存在一度經過康普頓散射之后產生光電效應的伽馬射線。就是說，上述的所謂“規定值”意味著“511keV附近”，在本實施例中，參與這個的伽馬射線也成為為了成為圖像化的基礎而采集的對象。另外，在圖5中，展示的確可以觀察到在171keV附近的峰P2。
另外，因為康普頓邊沿CE，如參照圖4所說明的，是伽馬射線G在康普頓散射的情況喪失的(＝給予電子E的)最大能量(＝Ee max)，所以無論產生任何康普頓散射現象，可能可以觀察到圖5所示的峰P2的能量值不會在171(＝511-“340附近)keV附近以下。現在所講的171keV附近的“附近”，根據上述的事情，可以大概劃分出最佳范圍。另外，關于此附近”最好是參照后述。
另外，在此種情況，因為從上述兩個檢測元件12(圖6中的檢測元件121及122)“同時”檢測電信號，該伽馬射線的放射線檢測部件1A及1B的入射位置的確定可如下進行。即，確認在上述兩個檢測元件12中觀察到的能量值(＝給予的能量值)，也可以將其中的“觀察不到”峰P2一方的檢測元件12，即觀察到康普頓邊沿CE附近的能量值的檢測元件12(圖6中檢測元件121)確定為該入射位置。另外，因此，對于能量區別部件25，如圖3所示，從坐標檢測部件22發送關于上述兩個檢測元件12的位置坐標數據，根據該數據及上述的考慮，在能量區別部件25中確定入射位置(坐標)。
在圖3步驟S6或圖2的能量區別部件25中，實施以上說明的運算。于是，這樣區別的數據，和經過上述能量區別部件23的數據一樣地發送到符合判定部件3，對放射線檢測部件1A及1B的各個判定是否是“同時”檢測(＝符合)(圖3的步驟S7)，并根據此判定向數據采集部件4發送數據(圖3的步驟S82)，或是執行廢棄(圖3的步驟S81)。
結果，在本實施例中，在放射線檢測部件1A及1B的一方或雙方，也可能將一度經過康普頓散射之后產生光電效應的伽馬射線作為采集對象。更具體說，在本實施例中，進行依照下面三個模式的符合采集。
就是說，第一，在放射線檢測部件1A(或1B)中產生光電效應的同時，在放射線檢測部件1B(或1A)中“也”產生光電效應，并且，這些是同時檢測的伽馬射線；第二，在放射線檢測部件1A(或1B)中一度經過康普頓散射產生光電效應的同時，在放射線檢測部件1B(或1A)中“也”一度經過康普頓散射產生光電效應，并且，這些是同時檢測的伽馬射線；于是第三，在放射線檢測部件1A或1B中一度經過康普頓散射產生光電效應，并且，這些是同時檢測的伽馬射線。
另外，在上述中，規定值設定為“511keV附近”，能量區別部件25的區別，記載的是根據兩個檢測元件12同時輸出的能量信息輸出的相加值是否與該規定值一致進行，但更實際的是，就規定“值”來說，使其具有一定程度的幅度是現實的，并且實用。
比如，在兩個檢測元件12的一方中，觀察到“從166keV至350keV”的能量，在另一方中，觀察到“從330keV至526keV”的能量，在此情況，可能使其通過能量區別部件25。就是說，在此情況，上述的規定值具有“496～876keV”的幅度，觀察到的能量信息的相加值存在于該幅度范圍內時，就通過能量區別部件25。另外，在現在敘述的示例中，后者，即觀察到“從330keV至526keV”能量值的一方，是康普頓散射產生的檢測元件，而前者，即觀察到“從166keV至350keV”的能量值的一方，是在上述康普頓散射之后產生的光電效應的檢測元件是不必說的。另外，上面敘述過若干次的所謂的“附近”的概念中也包含這種事情。
之后，將上述的伽馬射線采集一直進行到完了(圖3的步驟S9)。是否采集完了，參照預先設定的上述采集時間或采集計數決定。并且根據情況，也有根據裝置使用者的直接指令中途結束采集的時候。
如上所述，根據本實施例的核醫學診斷裝置，不是只將引起光電效應的伽馬射線作為對象，由于一度經過康普頓散射之后并引起光電效應的伽馬射線也作為采集對象，可提高高能伽馬射線的采集效率。于是，這一效果，特別是在阻止能力比較低的放射線檢測部件1A及1B中好處顯著。由以上可知，在本實施例中，由于可以實施基于更多的信息的圖像的生成，可以得到更正確，并且更高品質的圖像。
另外，在上述實施例中，在以康普頓散射的光電效應引起的伽馬射線為采集對象的情況，記載的是能量區別部件25，對“任意的”檢測元件12的區別實施運算，在本發明中，是可以對“相鄰的”檢測元件12實施這一點的形態。為此，代替圖2上述的伽馬射線能量區別部件2A及2B的構成，可采用，比如，如圖7所示的附加相鄰判定部2N的構成例。另外，因為為了判定是否是“相鄰”，必需有位置信息，在圖7的相鄰判定部2N中，展示接來自從坐標檢測部件22的輸出。
另外，此處所說的“相鄰”，比如在檢測元件12以二維矩陣形狀排列的情況，意圖是在著眼于其中某一個檢測元件12時，表示在該檢測元件12的周圍存在8個檢測元件12的關系的用語(當然，在著眼于配置于上述矩陣的周緣或角部的檢測元件12時，“相鄰”分別表示和5個或3個檢測元件12的關系)。
這樣一來，在上述實施例中，由于不需要作為默認前提的全面覆蓋放射線檢測部件1A或1B的掃描式的運算，可以提高運算速度。另外，這樣一來，一度經過康普頓散射之后產生光電效應的伽馬射線，通常，如圖6所示，在相鄰的檢測元件121和檢測元件122之間該現象多半會產生，有鑒于此，即使是限定于上述的運算對象，實際上，也不會發生大問題(比如，采集效率極端低下等等)。
另外，從提高運算速度觀點來說，在上述實施例中，將放射線檢測部件1A及1B的檢測元件12劃分為，比如如圖8所示的多個組G1、...、G9，由于具備可以對該組G1、...、G9單位實施運算的能量區別部件2G，最好是采取對相加能量區別運算等進行并行處理的形態。另外，圖8中，能量區別部件2G內的各電路塊的構成與圖2或圖7相同。這樣一來，因為，比如，對如圖6所示的兩個檢測元件12的同時判定等上述各電路塊的各個可以只對上述各組G1、...、G9實施運算，根據與上述同樣的理由，其運算速度可以提高。另外，在本發明中，由于組數不一定必須為“9”，該組數可以自由設定自不待言。
此外，在上述實施例中，是對利用半導體檢測元件作為放射線檢測部件1A及1B的所謂的“半導體檢測器”進行說明的，但本發明不限定于這種形態，比如，對利用閃爍體由NaI、BGO及LSO等構成的閃爍室的情況也同樣適用自不待言。在這種情況，同樣可以取得提高高能伽馬射線的采集效率的效果。另外，此時特別是，在閃爍體是由NaI構成的情況，由于其阻止能力可以說是比較低，應用本發明就更為有效。
另外，本發明的核醫學診斷裝置，不限定于上述所說明的圖1及圖2、圖7或圖8所展示的構成例或圖3所展示的處理流程。比如，在上述中，放射線檢測部件1設置2臺(1A及1B)，這些裝置中間夾著被檢體P對向配置，依情況的不同，如圖9所示，可設置3臺放射線檢測部件100A、100B及100C，也可以設置3臺以上的放射線檢測部件1。在此情況，也可以，比如，在圖9的情況，在放射線檢測部件100A和100B、100B和100C以及100C和100A之間進行符合判定(采集)。
另外，在上述圖3中，伽馬射線采集和符合判定，是所謂的并行實施的形態，也可以代之以根據一定的采集時間或采集計數一旦借書全部伽馬射線采集之后，對全部數據匯總進行符合判定的構成或處理流程。
如上所述，根據本發明的核醫學診斷裝置，由于也將一度經過康普頓散射之后產生光電效應的伽馬射線作為采集對象，在放射線檢測部件1中，可提高對高能伽馬射線的采集效率。這一效果，特別是在利用以阻止能力比較低的半導體檢測器作為放射線檢測部件的情況更為顯著。另外，該結果，可使生成的圖像更正確，并且可提高其畫質。
權利要求
1.一種核醫學診斷裝置的放射線檢測裝置，是具有利用多個放射線檢測單元檢測被檢體內的放射性同位素發出的伽馬射線的放射線檢測部件的核醫學診斷裝置的放射線檢測裝置，其特征在于使上述放射線檢測部件成為在區別并采集給出規定能量的伽馬射線的同時，也區別并采集在上述放射線檢測部件內一度經過康普頓散射之后產生了光電效應的伽馬射線的放射線檢測部件。
2.一種核醫學診斷裝置的放射線檢測裝置，是具有兩個以上利用多個放射線檢測單元檢測被檢體內的放射性同位素發出的伽馬射線的放射線檢測部件的核醫學診斷裝置的放射線檢測裝置，其特征在于上述伽馬射線是正電子和電子結合之際在180度方向上發出的伽馬射線，在上述兩個放射線檢測部件中，在同時檢測出該伽馬射線并同時實施計數采集時，使上述放射線檢測部件成為在區別并采集給出規定能量的伽馬射線的同時，也區別并采集在上述放射線檢測部件內一度經過康普頓散射之后產生了光電效應的伽馬射線的放射線檢測部件。
3.根據權利要求1或2記載的核醫學診斷裝置的放射線檢測裝置，其特征在于上述放射線檢測部件是半導體檢測器。
4.根據權利要求2記載的核醫學診斷裝置的放射線檢測裝置，其特征在于在由上述伽馬射線，在相鄰的上述放射線檢測單元中分別引起上述康普頓散射及上述光電效應的情況下，使該伽馬射線成為上述同時計數采集的對象。
5.根據權利要求2記載的核醫學診斷裝置的放射線檢測裝置，其特征在于根據由于上述康普頓散射及上述光電效應而給予上述放射線檢測單元的能量，確定該伽馬射線在上述放射線檢測部件中的入射位置。
6.根據權利要求2記載的核醫學診斷裝置的放射線檢測裝置，其特征在于在將上述放射線檢測單元劃分為多個組的同時對該每個組實施上述區別。
7.根據權利要求2記載的核醫學診斷裝置，其特征在于在同時計測采集在上述放射線檢測器內一度經過康普頓散射之后產生了光電效應的伽馬射線的時候，以上述伽馬射線的能量在166keV～300keV的范圍的放射線檢測單元為上述伽馬射線的入射位置并作為采集對象。
8.一種核醫學診斷裝置的放射線檢測裝置，是具有利用多個放射線檢測單元檢測被檢體內的放射性同位素發出的伽馬射線的放射線檢測部件的核醫學診斷裝置的放射線檢測裝置，其特征在于包括選擇上述兩個放射線檢測單元同時檢測出的兩個伽馬射線的同時判斷部件；在該兩個伽馬射線的能量的相加值等于規定值的情況下區別該兩個伽馬射線的相加能量區別部件。
9.一種核醫學診斷裝置的放射線檢測方法，是具有利用多個放射線檢測單元檢測被檢體內的放射性同位素發出的伽馬射線的放射線檢測部件的核醫學診斷裝置的放射線檢測方法，其特征在于上述放射線檢測部件的步驟包括區別并同時計數采集給出規定能量的伽馬射線的步驟；區別并采集在上述放射線檢測部件內一度經過康普頓散射之后產生了光電效應的伽馬射線的步驟。
10.一種核醫學診斷裝置的放射線檢測方法，其特征在于在具有兩個以上利用多個放射線檢測單元檢測被檢體內的放射性同位素發出的伽馬射線的放射線檢測部件的核醫學診斷裝置的放射線檢測裝置中，上述伽馬射線是正電子和電子結合之際在180度方向上發出的伽馬射線，在上述兩個放射線檢測部件中，在同時檢測出該伽馬射線并同時實施計數采集的情況下，上述放射線檢測部件的步驟包括區別并同時計數采集給出規定能量的伽馬射線的步驟；區別并同時計數采集在上述放射線檢測部件內一度經過康普頓散射之后產生了光電效應的伽馬射線的步驟。
11.根據權利要求9或10記載的核醫學診斷裝置的放射線檢測方法，其特征在于上述放射線檢測部件是半導體檢測器。
12.根據權利要求10記載的核醫學診斷裝置的放射線檢測方法，其特征在于在由上述伽馬射線，在相鄰的上述放射線檢測單元中分別引起上述康普頓散射及上述光電效應的情況下，上述放射線檢測部件的步驟還包含對該伽馬射線同時計數采集的步驟。
13.根據權利要求10記載的核醫學診斷裝置的放射線檢測方法，其特征在于通過確認由于上述康普頓散射及上述光電效應而給予上述放射線檢測單元的能量的步驟，確定該伽馬射線在上述放射線檢測部件中的入射位置的步驟。
14.根據權利要求10記載的核醫學診斷裝置的放射線檢測方法，其特征在于在將上述放射線檢測單元劃分為多個組的步驟；該每個組實施上述區別的步驟。
15.根據權利要求10記載的核醫學診斷裝置的放射線檢測方法，其特征在于在同時計測采集在上述放射線檢測器內一度經過康普頓散射之后產生了光電效應的伽馬射線的時候，以上述伽馬射線的能量在166keV～300keV的范圍的放射線檢測單元為上述伽馬射線的入射位置并作為采集對象。
16.一種核醫學診斷裝置的放射線檢測方法，是具有利用多個放射線檢測單元檢測被檢體內的放射性同位素發出的伽馬射線的放射線檢測部件的核醫學診斷裝置的放射線檢測方法，其特征在于包括選擇上述兩個放射線檢測單元同時檢測的兩個伽馬射線的同時判斷步驟；在該兩個伽馬射線的能量的相加值等于規定值的情況下區別該兩個伽馬射線的相加能量區別步驟。
全文摘要
一種核醫學診斷裝置，具有放射線檢測裝置及其方法，當其執行PET采集時，不僅針對具有規定能量的伽馬射線(比如高于康普頓邊沿的能量)且針對在放射線檢測單元中一度經過康普頓散射之后產生光電效應的伽馬射線進行同時采集。具體說，如在兩個檢測元件中觀察到的能量相加值在511keV左右，就判斷上述伽馬射線的存在并允許采集。此外，在上述兩個檢測元件中，將觀察到具有康普頓邊沿附近能量的一個確定為伽馬射線對放射線檢測部件的入射位置。
文檔編號G01T1/00GK1471644SQ01817915
公開日2004年1月28日 申請日期2001年10月1日 優先權日2000年10月4日
發明者尾川浩一, 高山卓三, 三 申請人:株式會社東芝