作为上述核医学诊断装置，即ECT(Emission Computed Tomography) 装置，以正电子发射断层显像(Positron Emission Tomography，PET)装 置为例加以说明。PET装置是以如下方式构成：利用相对向的γ射线检测器 来对从被检测体的目标部位彼此成大致180°的方向放出的2条γ射线进行 检测，在同时检测出(同时计数)γ射线时，再次构成被检测体的断层图 像。而且，在PET装置中用于同时计数γ射线的γ射线检测器，有的是由 闪烁体和光电子倍增管构成，所述闪烁体在入射有从被检测体放出的γ射 线时会发光，所述光电子倍增管将所述闪烁体的发光转换成电信号。
此处，从原理上来讲，从离开视野中心的位置放出的γ射线如图16所 示那样斜向入射到γ射线检测器D的闪烁体中的情况较多，当γ射线入射 方向上没有被分割的闪烁体时，不仅会在正确的位置检测到γ射线，而且 也会在错误的位置检测到γ射线。也就是说，视差误差从视野中心朝向周 边部分逐渐变大，从而造成PET装置所获得的断层图像变得不准确。因此， 如图17所示，将闪烁体分割(光学结合)成在γ射线入射方向上发光脉冲 的衰减时间不同的闪烁体，例如当使用将闪烁体分割成在γ射线入射侧γ 射线衰减时间较短的闪烁体阵列和在光电子倍增管侧γ射线衰减时间较长 的闪烁体阵列的γ射线检测器MD时，即使γ射线斜向入射到γ射线检测器 MD的闪烁体中，也可以高精度地检测到所放射的γ射线的位置，以获得更 准确的断层图像，从而实现了改善(例如参照日本专利特开平6-337289 号公报(第2～3页、图1)、日本专利2000-56023号公报(第2-3页、 图1))。
而且，作为在γ射线入射方向上层叠配置的衰减时间较短的闪烁体阵 列和衰减时间较长的闪烁体阵列的γ射线位置的具体检测机构，是通过具 备如下机构而达成，即：加算机构，通过A/D转换器，将如图18所示那样 从受光元件输出的电信号即模拟信号SF(衰减时间较短的闪烁体阵列的信 号)或者SR(衰减时间较长的闪烁体阵列的信号)转换成数字信号，并将 如图19所示那样将经过A/D转换器转换的数字信号顺次相加；识别值计算 机构，根据中途加算值AT1或BT1以及总加算值AT2或BT2，计算出表示中途 加算值除以总加算值所得的值AT1/AT2或BT1/BT2的识别值，其中，中途加算 值AT1或BT1是在加算机构中，将从闪烁体块发出的发光脉冲的发光开始时 起直到发光结束时为止的中途即直到中途时刻为止的数字信号相加所得的 值，总加算值AT2或BT2是在加算机构中，将从闪烁体块发出的发光脉冲的 发光开始时起直到发光结束时为止的数字信号相加所得的值；用于根据识 别值计算机构所计算出的识别值中的最大值和最小值来决定中间值K的机 构；以及判别机构，判别所述识别值计算机构所计算出的识别值相对于中 间值K是较大的值还是较小的值。
然而，在现有的核医学诊断装置中存在如下的问题。即，在如图20所 示的例如具有二级构造的闪烁体阵列的二级闪烁体检测器112的情况下， 闪烁体阵列的识别机构所需的参数T1、T2、K是通过如下方式来决定。设 置在暗箱115内的二级闪烁体检测器112，首先开始仅对闪烁体阵列正面 110照射γ射线，并通过判别计算来计算出信号计数N1和信号计数N2，所 述信号计数N1被判断为是来自闪烁体阵列正面110的信号，所述信号计数 N2被判断为是来自闪烁体阵列背面111的信号。接着，如图21所示，仅对 闪烁体阵列背面111照射γ射线，并通过判别计算来计算出信号计数N2′ 和信号计数N1′，所述信号计数N2′被判断为是来自闪烁体阵列背面111的 信号，所述信号计数N1′被判断为是来自闪烁体阵列正面110的信号。进而， 如图22所示，在不使用射线源的状态下，在自然放射线116所造成的背景 (background)下，通过判别计算来计算出信号计数N1b和信号计数N2b， 所述信号计数N1b被判断为是来自闪烁体阵列正面110的信号，所述信号 计数N2b被判断为是来自闪烁体阵列背面111的信号。在此处，对(N1- N1b)/(N2-N2b)和(N2′-N2b)/(N1′-N1b)进行定义。此处，将(N1 -N1b)/(N2-N2b)和(N2′-N2b)/(N1′-N1b)这两者的值相等且成 为最大时的参数定为最佳参数。此时需要用来仅对任一个闪烁体阵列照射 γ射线的铅校准夹具(jig)113和Ri射线源114，作业费事且Ri射线源114 的管理非常麻烦。而且，在实际的PET装置上搭载检测器后，还需要与PET 装置相符的大规模的铅校准夹具和Ri射线源，作业非常繁杂。

本发明是鉴于上述情况研发而成的，其目的在于提供一种核医学诊 断装置，该核医学诊断装置在决定闪烁体阵列的识别机构所需的参数时， 可以通过使用具有自身放射特性的闪烁体阵列来非常简便地达成。
为了实现所述目的，本发明的构成如下。即，本发明的核医学诊断装 置的特征在于具备：闪烁体块，该闪烁体块是将具有自身放射特性的多个 闪烁体阵列以光学方式结合而成，所述多个闪烁体阵列二维紧密配置有多 个闪烁体，且在γ射线入射深度方向上发光脉冲的衰减时间不同；受光元 件，将所述闪烁体块发出的发光脉冲转换成电信号；A/D转换器，将从所述 受光元件输出的电信号即模拟信号转换成数字信号；以及识别机构，对γ 射线入射深度方向上的发光脉冲的衰减时间不同的多个闪烁体阵列进行识 别，所述闪烁体阵列的识别机构所需的参数，是参照具有自身放射特性的 闪烁体阵列的自身放射性的信号计数来决定。
[发明效果]
根据本发明的核医学诊断装置，其具备：闪烁体块，该闪烁体块是 将具有自身放射特性的多个闪烁体阵列以光学方式结合而成，所述多个 闪烁体阵列二维紧密配置有多个闪烁体，且在γ射线入射深度方向上发 光脉冲的衰减时间不同；受光元件，将所述闪烁体块发出的发光脉冲转 换成电信号；A/D转换器，将从所述受光元件输出的电信号即模拟信号 转换成数字信号；以及识别机构，对γ射线入射深度方向上的发光脉冲 的衰减时间不同的多个闪烁体阵列进行识别，所述闪烁体阵列的识别机 构所需的参数，是参照具有自身放射特性的闪烁体阵列的自身放射性的 信号计数来决定，在这种识别机构的情况下，具有自身放射特性的闪烁 体的放射特性是固定的，因此一旦获取了NF以及NR的数据，那么其后 对于其他批(lot)的闪烁体就也可以使用相同的NF以及NR的数据。即， 一旦获得了NF以及NR的数据，就不需要如先前例中所述的用来仅对任 一个闪烁体阵列照射γ射线的铅校准夹具和Ri射线源，作业不费事也不 需要管理Ri射线源。而且，在实际的PET装置上搭载检测器后，也不需 要与PET装置相符的大规模的铅校准夹具和Ri射线源，作业非常简便。
附图说明
图1表示本发明的放射线检测器的外观图。
图2表示本发明的放射线检测器的闪烁体阵列的识别机构。
图3表示本发明的放射线检测器的位置运算电路的一例。
图4表示本发明的放射线检测器以及现有的放射线检测器的位置编码 图。
图5表示本发明的放射线检测器的能谱。
图6表示本发明的放射线检测器的闪烁体阵列群11F的识别机构。
图7表示本发明的放射线检测器的闪烁体阵列群11F的能谱。
图8表示本发明的放射线检测器的闪烁体阵列群11F的自身放射性的 识别机构。
图9表示本发明的放射线检测器的闪烁体阵列群11F的自身放射性的 能谱。
图10表示本发明的放射线检测器的闪烁体阵列群11R的能谱。
图11表示本发明的放射线检测器的闪烁体阵列群11R的自身放射性的 能谱。
图12表示本发明的放射线检测器的闪烁体阵列的自身放射性的识别机 构。
图13表示本发明的放射线检测器的闪烁体阵列的自身放射性的位置编 码图。
图14表示本发明的放射线检测器的被识别为衰减时间较短的闪烁体群 的闪烁体阵列的自身放射性的能谱。
图15表示本发明的放射线检测器的被识别为衰减时间较长的闪烁体群 的闪烁体阵列的自身放射性的能谱。
图16表示γ射线入射到γ射线检测器D的闪烁体中的情况。
图17表示γ射线入射到γ射线检测器MD的闪烁体中的情况。
图18表示从受光元件输出的电信号即模拟信号SF和SR。
图19表示对模拟信号SF和SR进行了A/D转换后的数字信号的积分值 的时序。
图20表示现有的放射线检测器的识别机构。
图21表示现有的放射线检测器的识别机构。
图22表示现有的放射线检测器的识别机构。
1               ：闪烁体块
1SF             ：发光脉冲的衰减时间较短的闪烁体
1SR             ：发光脉冲的衰减时间较长的闪烁体
10              ：放射线检测器
11F             ：闪烁体群11F
11R             ：闪烁体群11R
12              ：反光材料
13              ：反光材料
15              ：暗箱
20              ：光导管
31、32、33、34  ：光电子倍增管
35              ：Ri射线源
71、72、73、74  ：加算器
75、76     ：位置辨别电路
80         ：位置编码图上的代表部
81         ：衰减时间较短的闪烁体的编码图
82         ：衰减时间较长的闪烁体的编码图
83         ：位置编码图81上的代表部
84         ：位置编码图82上的代表部
110        ：闪烁体阵列正面
111        ：闪烁体阵列背面
112        ：二级闪烁体检测器
113        ：铅校准夹具
114        ：Ri射线源
115        ：暗箱
116        ：自然放射线

为更进一步阐述本发明为达成预定发明目的所采取的技术手段及功 效，以下结合附图及较佳实施例，对依据本发明提出的核医学诊断装置其具 体实施方式、结构、特征及其功效，详细说明如下。
(实施例)
以下，在图中表示本发明的放射线检测器的实施例的构成，根据一实 施例加以详细说明。图1是本发明的具有二级构造的闪烁体阵列的放射线 检测器10的外观图。使用图1对放射线检测器10的构成加以说明。如图1 所示，放射线检测器10在γ射线入射深度方向上将闪烁体块1分割而配置， 即，放射线检测器10是三维配置有闪烁体的作用深度(Depth Of Interaction，DOI)检测器。本例的DOI检测器中为二级构造的闪烁体阵 列。
本实施例的放射线检测器10大体上分4个部分构成。第一部分是二维 紧密配置有发光脉冲衰减时间较短的闪烁体1SF的闪烁体群11F，所述闪烁 体1SF是通过适当地夹入反光材料12而划分，且所述闪烁体1SF在X方向 上配置有8个，在Y方向上配置有8个，共计64个。第二部分是二维紧密 配置有发光脉冲衰减时间较长的闪烁体1SR的闪烁体群11R，所述闪烁体 1SR是通过适当地夹入反光材料12而划分，且所述闪烁体1SR在X方向上 配置有8个，在Y方向上配置有8个，共计64个。此处，所述闪烁体群11F 以及闪烁体群11R组合而成的便是闪烁体块1。第三部分是光导管20，该 光导管20的构造为，以光学方式结合于闪烁体块1，且埋设有组合着反光 材料13(未图示)的格子框体，并划定有多个小的区。第四部分是分别以 光学方式结合于光导管20的4个光电子倍增管31、32、33、34。
此处，作为发光脉冲的衰减时间较短的闪烁体1SF，使用具有自身放射 特性的例如Lu2Si05:Ce(LSO)、LuYSiO5:Ce(LYSO)、LaBr3:Ce、LaCl3: Ce、LuI:Ce等无机结晶。另一方面，作为发光脉冲的衰减时间较长的闪烁 体1SR，使用Lu0.4Gd1.6SiO5:Ce(LGSO)等的无机结晶。Lu的同位素存在比 为Lu-175 97.41％(无放射性)、Lu-176 2.59％(有放射性)且具有自身放 射特性，另一方面，La的同位素存在比为La-139 99.911％(无放射性)、 La-138 0.089％(有放射性)且具有自身放射特性，因此以上所揭示的闪烁 体均具有自身放射特性。
闪烁体块1是将在γ射线入射深度方向(Z方向)上发光脉冲的衰减时 间不同的2个闪烁体阵列11F与闪烁体阵列11R以光学方式结合而成的， 闪烁体阵列11F二维紧密配置有多个发光脉冲的衰减时间较短的闪烁体 1SF，闪烁体阵列11R二维紧密配置有发光脉冲的衰减时间较长的闪烁体 1SR。具体来说，闪烁体块1在γ射线入射侧(前段)例如使用LuYSi05: Ce(LYSO)来作为发光脉冲的衰减时间较短的闪烁体1SF，而在光导管20 侧(后段)使用Lu0.4Gd1.6SiO5:Ce(LGSO)来作为发光脉冲的衰减时间较长 的闪烁体1SR。
2个闪烁体群11F以及闪烁体群11R分别由8根×8根(X方向、Y方 向)晶片状的闪烁体构成，由部位而插入或者填充有用以使γ射线入射时 产生的光在X方向与Y方向上按比例分配的反光材料12或透光材料(未图 示)以及光学粘结剂(未图示)。
光导管20将闪烁体块1的闪烁体11F、11R所产生的光导入到光电子 倍增管31～34中，光导管20插入在闪烁体块1与光电子倍增管31～34之 间，并分别利用光学粘结剂而彼此光学结合。
在闪烁体群11F、11R所产生的光入射到4面的PMT光电转换膜并被电 子放大后，最终转换成电信号(模拟信号)而输出。因此，该光电子倍增 管31～34的输出成为放射线检测器10的输出。此处，闪烁体块1内的光 是通过以光学方式结合的光导管20而导入到光电子倍增管31～34中，此 时调整光导管20中的各反光材料13(未图示)的位置和长度以及角度，以 使排列在X方向上的光电子倍增管31(33)与光电子倍增管32(34)的输 出比以固定的比例而变化。
使用图19来对闪烁体阵列的识别机构加以说明。图19是表示从发光 脉冲的发光开始时起直到发光结束时T2为止的加算值的图表。另外，图19 所示的曲线(A)表示入射到发光脉冲的衰减时间较短的闪烁体1SF(闪烁 体群11F)，曲线(B)表示入射到发光脉冲的衰减时间较长的闪烁体1SR(闪 烁体群11R)。根据中途加算值AT1和总加算值AT2，计算出中途加算值AT1/总 加算值AT2(中途加算值AT1除以总加算值AT2)，并由根据2个闪烁体群11F、 11R所发出的发光脉冲而计算出的最大值和最小值来设定中间值K，再根据 所计算出的值相对于中间值K是较大的值还是较小的值来判断是哪个闪烁 体群发出的光，所述中途加算值AT1是将从闪烁体群11F、11R所发出的发光 脉冲的发光开始时起直到发光结束时T2为止的中途即直到中途时刻T1为 止的数字信号相加所得的值，所述总加算值AT2是将从闪烁体群11F、11R 所发出的发光脉冲的发光开始时起直到发光结束时T2为止的数字信号相加 所得的值。另外，计算出AT1/AT2，当该计算结果大于中间值K时，可识别其 是衰减时间较短的闪烁体群11F，相反当该计算结果小于中间值K时，可识 别其是衰减时间较长的闪烁体群11R。
此处，在本发明中，闪烁体阵列的识别机构所需的参数T1、T2、K是 以如下方式而决定。如图2所示，从前方由Ri射线源35对设置在暗箱15 内的具有二级构造的闪烁体阵列的放射线检测器10照射γ射线，测定出位 置编码图(coding map)和能谱(energy spectrum)。即，如果将光电子 倍增管31的输出设为P1，将光电子倍增管32的输出设为P2，将光电子倍 增管33的输出设为P3，将光电子倍增管34的输出设为P4，则计算出表示 X方向的位置的计算值{(P1+P3)-(P2+P4)}/(P1+P2+P3+P4)。对 于Y方向，也同样地计算出表示Y方向的位置的计算值{(P1+P2)-(P3 +P4)}/(P1+P2+P3+P4)。
图3是表示放射线检测器10的位置运算电路的构成的方块图。位置运 算电路由加算器71、72、73、74以及位置辨别电路75、76构成。如图3 所示，为了检测出γ射线的X方向的入射位置，将光电子倍增管31的输出 P1和光电子倍增管33的输出P3输入到加算器71中，并且将光电子倍增管 32的输出P2和光电子倍增管34的输出P4输入到加算器72中。将两个加 算器71、72的各加算输出(P1+P3)和(P2+P4)输入到位置辨别电路75 中，根据两个加算输出来求出γ射线的X方向的入射位置。同样地，对于 γ射线的Y方向的入射位置的检测，也是将各加算输出(P1+P2)和(P3 +P4)输入到位置辨别电路76中，根据两个加算输出来求出γ射线的Y方 向的入射位置。以上述方式计算出的结果根据入射到闪烁体中的γ射线的 位置而表示为图4所示的位置编码图，表示各个位置辨别信息。
另一方面，计算值(P1+P2+P3+P4)表示相对于该事件(event)的 能量，是作为能谱而计算。图5中表示相对于位置编码图上的代表部80的 能谱。此处，由于2个闪烁体的发光输出的不同，出现了2个能量峰值PF 和PR。在本实施例的情况时，PF相当于LYSO，PR相当于LGSO。
接着，如图6所示，从前方由Ri射线源35对仅由闪烁体群11F构成 的放射线检测器40照射γ射线，测定出位置编码图和能谱。此处，同样地， 在图7中表示相对于位置编码图上的代表部80的能谱。此处，出现了由闪 烁体群11F即LYSO引起的能量峰值PF0，但此处将光电子倍增管增益(gain) 调整成PF0与上述PF的值一致。在此状态下，确定由通道WF0～WF1所决 定的能量窗WF以使其包含能量峰值的计数。接着，保持该状态下去除Ri 射线源35，如图8所示，对仅由闪烁体群11F构成的放射线检测器40测定 由自身放射性下的自身发光引起的位置编码图和能谱。此处，在图9中表 示相对于位置编码图上的代表部80的能谱。在图9中出现了由闪烁体群11F 即LYSO的自身放射性下的自身发光引起的能谱，对由上述通道WF0～WF1 所决定的能量窗WF内的计数NF进行计算。
进而，同样地从前方由Ri射线源35对仅由闪烁体群11R构成的放射 线检测器40照射γ射线，以测定出位置编码图和能谱。此处，同样地在图 10中表示相对于位置编码图上的代表部80的能谱。此处，出现了由闪烁体 群11R即LGSO引起的能量峰值PR0，但此处将光电子倍增管增益调整成PR0 与上述PR的值一致。在此状态下，确定由通道WR0～WR1所决定的能量窗 WR以使其包含能量峰值的计数。接着，保持该状态下去除Ri射线源35， 对仅由闪烁体群11R构成的放射线检测器40测定由自身放射性下的自身发 光引起的位置编码图和能谱。此处，在图11中表示相对于位置编码图上的 代表部80的能谱。在图11中出现了由闪烁体群11R即LGSO的自身放射性 下的自身发光引起的能谱，对由上述通道WR0～WR1所决定的能量窗WR内 的计数NR进行计算。
此处使用NF和NR来定义NF/NR。
接着，临时确定闪烁体阵列的识别机构所需的参数T1、T2、K，如图 12所示，对设置在暗箱15内的具有二级构造的闪烁体阵列的放射线检测器 10测定由自身放射性下的自身发光引起的位置编码图和能谱。此时，由于 预先确定了参数T1、T2、K，因此位置编码图如图13所示同时表示了被识 别为衰减时间较短的闪烁体群的位置编码图81以及被识别为衰减时间较长 的闪烁体群的位置编码图82。
此处，在图14中表示相对于位置编码图81上的代表部83的能谱，在 图15中表示相对于位置编码图82上的代表部84的能谱。如果参数T1、T2、 K最佳，则在图14的能谱中原本应该出现由闪烁体群11F即LYSO的自身放 射性下的自身发光引起的能谱。另一方面，如果参数T1、T2、K最佳，则 在图15的能谱中原本应该出现由闪烁体群11R即LGSO的自身放射性下的 自身发光引起的能谱。但是，在图15的能谱中，在通道PF0附近出现了由 LYSO的自身放射性下的自身发光引起的能谱，因此预想各参数T1、T2、K 并非最佳。
此处，计算出在图14的能谱中由通道WF0～WF1所决定的能量窗WF内 的计数NF′，并计算出在图15的能谱中由通道WR0～WR1所决定的能量窗 WR内的计数NR′。
进而，使用这些NF′和NR′来定义NF′/NR′。并且，虽然最终需要将闪 烁体阵列的识别机构所需的参数T1、T2、K最佳化，但作为其指标，以满 足NF/NR＝NF′/NR′的方式来决定即可。
在这种识别机构的情况下，具有自身放射特性的闪烁体的放射特性是 固定的，因此一旦获得NF以及NR的数据，那么其后对于其他批的闪烁体 就也可以使用相同的NF以及NR的数据。即，一旦获得了NF和NR的数据， 就不需要如先前例中所述的用来仅对任一个闪烁体阵列照射γ射线的铅校 准夹具和Ri射线源，作业不费事也不需要管理Ri射线源。而且，在实际 的PET装置上搭载检测器后，也不需要与PET装置相符的大规模的铅校准 夹具和Ri射线源，作业非常简便。
本发明并不限定于上述实施例，也可以如下述那样来变形实施。
在上述实施例中，是以PET装置为例进行了说明，但只要本发明是对 从投予了放射性药剂的被检测体发出的放射线进行同时计数而进行核医学 诊断的核医学装置，则可以不限定于PET装置地加以应用。
在上述实施例中，也可以应用于像具备PET装置和X射线CT装置的PET -CT那样将核医学诊断装置和X射线CT装置组合而成的装置中。
在上述实施例中，说明了闪烁体块1是将闪烁体阵列群11F和闪烁体 阵列群11R这2层(个)组合而成，但也可以是2层(个)以外的多层(个)。 而且，说明了各闪烁体所具备的闪烁体11F、11R的数量为8根×8根，但 也可以具备8根×8根以外的多根。
在上述实施例中，说明了受光元件是光电子倍增管31～34，但是也可 以使用除此以外的受光元件，例如也可以使用光电二极管(photodiode) 或者雪崩式光电二极管(avalanche photodiode)等。
以上所述，仅是本发明的较佳实施例而已，并非对本发明作任何形式 上的限制，虽然本发明已以较佳实施例揭露如上，然而并非用以限定本发 明，任何熟悉本专业的技术人员，在不脱离本发明技术方案范围内，当可利 用上述揭示的技术内容作出些许更动或修饰为等同变化的等效实施例，但 凡是未脱离本发明技术方案的内容，依据本发明的技术实质对以上实施例 所作的任何简单修改、等同变化与修饰，均仍属于本发明技术方案的范围 内。
产业适用性
如上所述，本发明适用于医疗用或产业用的放射线摄影装置。