核医学诊断装置
阅读：84发布：2020-05-16
专利汇可以提供核医学诊断装置专利检索，专利查询，专利分析的服务。并且本 发明 的 核医学 诊断装置具有：光 信号 产生部、光检测部、测量部、计算部以及存储部。 光信号 产生部反复产生光信号。光检测部反复检测产生出的光信号，反复生成与检测出的光信号的强度对应的第1 输出信号 ，反复检测从被检体内放射出的伽 马 射线，反复生成与检测出的伽马射线的强度对应的第2输出信号。测量部，反复测量在光检测部中的光信号的检测时刻，反复测量在光检测部中的伽马射线的检测时刻。计算部，对反复测量出的伽马射线的各检测时刻，计算作为计算对象的伽马射线的检测时刻与反复测量出的光信号的检测时刻中的在作为计算对象的伽马射线的检测时刻前测量出的光信号的检测时刻的差。存储部，相关联地存储计算出的各差与各第2输出信号。，下面是核医学诊断装置专利的具体信息内容。
1.一种核医学诊断装置，其特征在于，包括：
光信号发生部，反复发生光信号；
光检测部，反复检测上述发生的光信号，反复生成与上述检测出的光信号的强度相应的第1输出信号，反复检测从被检体内放射出的伽马射线，反复生成与上述检测出的伽马射线的强度相应的第2输出信号；
测量部，反复测量在上述光检测部中的光信号的检测时刻，并反复测量在上述光检测部中的伽马射线的检测时刻；
计算部，对于上述反复测量出的伽马射线的各个检测时刻，计算作为计算对象的伽马射线的检测时刻与上述反复测量出的光信号的检测时刻中的、在上述作为计算对象的伽马射线的检测时刻前所测量出的光信号的检测时刻的差；
存储部，将上述计算出的各个差与各个上述第2输出信号关联起来存储。
2.根据权利要求1所述的核医学诊断装置，其特征在于：
上述光检测部具有设置在载置上述被检体的躺板的长轴周围的多个光检测器；
通过多个光传导路径分别接合上述光信号发生部与上述多个光检测器；
上述多个光传导路径大致为同一长度。
3.根据权利要求2所述的核医学诊断装置，其特征在于：
上述多个光检测器中的各个，具备接受光而发生萤光的闪烁器、接受由上述闪烁器发生的萤光从而发生电信号的电信号发生部、以及配置在上述闪烁器与上述电信号发生部之间的光导；
上述光信号发生部对各上述光导同时入射上述光信号。
4.根据权利要求2所述的核医学诊断装置，其特征在于：
上述多个光检测器中的各个，具备接受光从而发生萤光的闪烁器以及接受由上述闪烁器发生的萤光从而发生电信号的电信号发生部；
上述光信号发生部对各上述闪烁器同时入射上述光信号。
5.根据权利要求2所述的核医学诊断装置，其特征在于：
上述光信号发生部经由上述多个光传导路径对上述多个光检测器同时入射多个光信号。
6.根据权利要求2所述的核医学诊断装置，其特征在于：
各上述多个光传导路径为光纤。
7.根据权利要求2所述的核医学诊断装置，其特征在于：
上述作为计算对象的伽马射线与在上述检测时刻前测量出的光信号由上述多个光检测器中的同一光检测器检测出。
8.根据权利要求7所述的核医学诊断装置，其特征在于：
在上述检测时刻前测量出的光信号是在上述作为计算对象的伽马射线的检测时刻之前测量出的光信号。
9.根据权利要求1所述的核医学诊断装置，其特征在于，还具备：
鉴别部，将上述差利用为时间戳而从上述第2输出信号之中鉴别来源于成对的湮灭伽马射线的成对的第2输出信号。
10.根据权利要求1所述的核医学诊断装置，其特征在于，还具备：
鉴别部，根据上述差与预先确定的规定的时间范围，从上述第2输出信号之中鉴别来源于成对的湮灭伽马射线的第2输出信号。
11.根据权利要求10所述的核医学诊断装置，其特征在于，还具备：
重建部，根据上述鉴别出的第2输出信号重建与上述被检体有关的核医学图像数据。
12.一种核医学诊断装置，其特征在于，包括：
存储部，针对多个伽马射线事件中的各个将与上述伽马射线事件有关的投影数据和上述伽马射线事件的检测时刻与基准时刻的相对时间关联起来存储；
鉴别部，将上述相对时间作为时间戳来利用，从上述多个伽马射线事件中反复鉴别收敛于规定时间范围内的与成对的伽马射线事件有关的成对的投影数据。
重建部，根据上述鉴别出的与成对的伽马射线事件有关的投影数据重建与被检体内的放射性同位素的浓度分布有关的图像数据。
核医学诊断装置
技术领域
[0003] 本发明涉及核医学诊断装置。
背景技术
[0004] 核医学诊断装置例如像以下那样进行PET(positron emission tomography：正电子发射断层显像)收集。首先，向被检体投放由放射出正电子(positron)的放射性同位素来进行标识的药剂。核医学诊断装置利用以环状配置在被检体周围的多个光检测器来反复检测从被检体内放射出的伽马射线。并且，核医学诊断装置将伽马射线的检测时刻用作时间戳(time stamp)，鉴别在规定时间范围内检测出的两条伽马射线。鉴别出的两条伽马射线被推定为由同一湮灭点发生。推定出核医学诊断装置在连结进行同时测量的一对检测器的线(LOR，line of response，响应线)上存在湮灭点。这样，鉴别由同一湮灭点发生的两条伽马射线的情况称为同时测量(coincidence，符合)。核医学诊断装置根据来自与LOR有关的光检测器的输出信号发生PET图像的数据。
[0005] 为了确定以光速(约30万km/s)进行传播的伽马射线的发生位置，需要对伽马射线事件提供10pesec(微微秒)指令的准确时间戳。因此，核医学诊断装置中需要非常高的时间分辨率。因此，对于全部的光检测器需要高精度的时钟同步。因此机构非常地复杂且造价高。另外，10pesc指令的时钟同步在技术上是非常困难的。
[0006] 另外，各光检测器具有固有的反应时间(上升时间，rise time)。因此，预先测定各个光检测器的反应时间，并根据该测定结果(校正数据，calibration data)修正各个光检测器的反应时间，以使得全部光检测器的反应时间相同。该修正被称为定时修正。通过像这样以全部光检测器的反应时间变得相同的方式进行校正，改善了核医学诊断装置的时间分辨率。但是，为了取得关于全部光检测器的校正数据则需要非常长的时间。另外，光检测器的反应时间随着时间而变化。因此，取得的校正数据只能短时间有效。故不得不长时间且频繁地进行定时校正。因此用户的负担非常大。
[0007] 现有技术文献
[0008] 日本特开2003-279652号公报。
发明内容
[0009] 本发明的核医学诊断装置，其特征在于，包括：光信号发生部，反复发生光信号；光检测部，反复检测上述发生的光信号，反复生成与上述检测的光信号的强度对应的第1输出信号，反复检测从被检体内放射出的伽马射线，反复生成与上述所检测的伽马射线的强度对应的第2输出信号；测量部，反复测量在上述光检测部中的光信号的检测时刻，重建测量在上述光检测部中的伽马射线的检测时刻；计算部，针对上述反复检测的伽马射线的各检测时刻，计算作为计算对象的伽马射线的检测时刻与在上述反复测量的光信号的检测时刻中的在上述作为计算对象的伽马射线的检测时刻前所测量出的光信号的检测时刻的差；存储部，相关联地存储各上述计算出的差与各上述第2输出信号。
[0010] 本发明的目的在于提供一种在减轻用户负担的基础上，能够提高时间分辨率的核医学诊断装置。
[0012] 图1为表示本实施方式的核医学诊断装置的结构的图。
[0013] 图2为表示图1的机架部的概略结构的图。
[0014] 图3为表示图1的检测器模块与激光脉冲发生器的详细结构的图。
[0015] 图4为表示在伽马射线事件中的图1的检测器模块的输入与输出的图。
[0016] 图5为表示在虚拟事件(激光脉冲事件)中的图1的检测器模块的输入与输出的图。
[0017] 图6为表示从图3的不同的两个光电子倍增管中反复输出的电脉冲的图。
[0018] 图7为表示从在图1的控制部的控制下执行的PET收集到PET图像显示的处理的典型流程的图。
[0019] 图8为表示在图1的检测时刻列表存储部所存储的检测时刻列表的一个例子的图。
[0020] 图9为表示在图1的相对时间列表存储部所存储的相对时间列表的一个例子的图。
[0021] 图10为表示由图1的重建部进行的通常的PET图像重建法与TOF-PET图像重建法的不同的图。
[0022] 图11为表示本实施方式的变形例的检测器模块与激光脉冲发生器的详细结构的图。
[0023] 符号说明
[0024] 10...机架部、20...壳体、30...检测器环、31...检测器模块、33...光检测器、331...闪烁器(scintillator)、333...光导(light guide)、335...光电倍增管、35...前端电路(front end circuit)、351...能量计算部、353...位置计算部、355...检测时刻测量部、40...激光脉冲发生器(laser pulse generator)、41...光传导路径(光纤)、
50...图像处理装置、51...检测时刻列表存储部、53...事件识别部、55...相对时间计算部、57...相对时间列表存储部、59...同时测量部、61...重建部、63...显示部、65...输入部、67...控制部。
50...图像处理装置、51...检测时刻列表存储部、53...事件识别部、55...相对时间计算部、57...相对时间列表存储部、59...同时测量部、61...重建部、63...显示部、65...输入部、67...控制部。
具体实施方式
[0025] 本实施方式的核医学诊断装置具备光信号发生部、光检测部、测量部、计算部以及存储部。光信号发生部，反复发生光信号。光检测部，反复检测所发生的光信号，反复生成与检测出的光信号的强度相应的第1输出信号，反复检测从被检体内所放射出的伽马射线，反复生成与检测出的伽马射线的强度相应的第2输出信号。测量部，反复测量在光检测部中的光信号的检测时刻，反复测量在光检测部中的伽马射线的检测时刻。计算部，针对反复测量的伽马射线的各检测时刻，计算作为计算对象的伽马射线的检测时刻与在反复测量的光信号的检测时刻中的在作为计算对象的伽马射线的检测时刻前所测量出的光信号的检测时刻的差。存储部，将计算出的各个差与各个第2输出信号关联起来存储。
[0026] 以下，参照附图对本实施方式的核医学诊断装置进行说明。
[0027] 图1为表示本实施方式的核医学诊断装置的结构的图。如图1所示核医学诊断装置具有机架部10与图像处理装置50。图2为表示机架部10的概略结构的图。如图2所示，机架部10在壳体20内部具有检测器环30与激光脉冲发生器40。
[0028] 在检测器环30的开口部插入能载置被检体P的躺板。检测器环30具有以圆周状排列在躺板的长轴周围的多个检测器模块31。典型的情况是，检测器环30沿着躺板的长轴被排列多个。
[0029] 激光脉冲发生器40具有与搭载在壳体20的内部的检测器模块31数量相同的光传导路径(未图示)。典型地，光传导路径为光纤。激光脉冲发生器40，反复发生能够由检测器模块31检测光信号，典型的情况是以一定的时间间隔反复发生激光脉冲。发生的激光脉冲经由光传导路径入射到检测器模块31中。
[0030] 图3为表示检测器模块31与激光脉冲发生器40的详细结构的图。另外，在图3(图1也一样)中为了简单只图示了两个检测器模块31，但是在实际的壳体20内部能够搭载更多的检测器模块31。
[0031] 如图3所示，各检测器模块31配备有光检测器33与前端电路35。
[0032] 光检测器33检测光并生成与检测的光的强度相应的电信号。具体来讲，光检测器33检测从被检体内放出的伽马射线，并生成与检测出的伽马射线的强度相应的模拟的电信号(以下，称为伽马射线信号)。另外，光检测器33检测从激光脉冲发生器40入射的激光脉冲，并生成与检测出的激光脉冲的强度相应的模拟的电信号(以下，称为激光脉冲信号)。
另外，将“检测光”称为“发生事件(events)”。进而，将“检测伽马射线”称为“发生伽马射线事件(gamma events)”，另外将“检测激光脉冲”称为“发生虚拟事件(pseudo events)”。
另外，将“检测光”称为“发生事件(events)”。进而，将“检测伽马射线”称为“发生伽马射线事件(gamma events)”，另外将“检测激光脉冲”称为“发生虚拟事件(pseudo events)”。
[0033] 具体来讲，各光检测器33通过接合多个闪烁器(晶体)331、光导333以及光电倍增管335而构成。
[0034] 各闪烁器331由成形为长方体状的闪烁器结晶组成。闪烁器结晶为当伽马射线入射就发生萤光的物质。闪烁器331以伽马射线入射面朝向检测器环30内侧的方式进行排列。闪烁器结晶使用例如NaI(碘化钠)、BGO(锗酸铋)以及LSO(向掺铈硅酸镥添加一定量的二氧化铈)等。对一个检测器模块31搭载二维排列的多个闪烁器331。光导333与多个闪烁器331的伽马射线入射面的相反侧的面进行光学接合。在各闪烁器331的侧面涂布了反射材料。萤光被导至光导333。
[0035] 光导333由丙烯等具有光导电性的物质形成。光电倍增管335与在光导333的闪烁器接合面的相反侧的面接合。另外，激光脉冲发生器40的光纤41与光导333的侧面进行光学接合。光导333将来自闪烁器331的萤光或者来自光纤的激光脉冲导至光电倍增管335的光电面上。
[0036] 激光脉冲发生器40具有与检测器模块31相同数量的光纤41。壳体20内的全部检测器模块31与激光脉冲发生器40经由光纤41接合。激光脉冲发生器40经由各光纤41每隔一定时间间隔反复地向各检测器模块31的光导333入射激光脉冲。激光脉冲具有一定强度。另外，设激光脉冲的持续时间与标准的萤光的持续时间(即、来源于伽马射线的电脉冲的持续时间)相比，足够短。所有光纤41的长度相同。典型的情况是，光纤长度与在壳体20内部的全部光纤41中的、在物理上离激光脉冲发生器40最远的光导333接合的光纤41的长度统一。这样，通过使壳体20内部的全部光纤41的长度相同，就能够对壳体20内部的全部光导333同时入射激光脉冲。
[0037] 光电倍增管335以光电面朝向光导333侧的方式在光学上与光导333接合。前端电路35与光电倍增管335的光电面的反侧面接合。光电倍增管335经由光导333从闪烁器331中接收萤光，对接收的萤光进行放大，并发生与放大的萤光的光量相应的脉冲状的电信号。另外，光电倍增管335接收入射到光导335中的激光脉冲，对接收的激光脉冲进行放大，并发生与放大的激光脉冲的光量相应的脉冲状的电信号。这样光电倍增管335作为电信号发生部发挥功能。所发生的电脉冲被供给至前端电路35。另外，也可以代替光电倍增管335设置作为电信号发生部发挥功能的光电二极管。
[0038] 前端电路35具备图1所示的能量计算部351、位置计算部353以及检测时刻测量部355的功能。
[0039] 能量计算部351根据来自光电倍增管335的电信号，生成具有与入射到光检测器33的光的能量值相应的强度的电信号(能量信号)。生成的能量信号的能量值被供给到图像装置50的检测时刻列表存储部51。
[0040] 位置计算部353根据来自光电倍增管335的电信号，生成具有与光入射的位置坐标相应的强度的电信号(位置信号)。典型的情况是，位置坐标为发生光的闪烁器331的位置坐标。伽马射线实际上入射到闪烁器331。因此，由位置计算部353计算的伽马射线的位置坐标称得上是实际测量的位置坐标。但是，激光脉冲实际上不入射到闪烁器331。因此，由位置计算部353计算的激光脉冲的位置坐标称得上是假想的位置坐标。生成的位置信号被提供给图像处理装置50的检测时刻列表存储部51。
[0041] 另外，在图像处理装置50内部，将位置信号与能量值关联起来处理。以下，将与位置信号关联起来的能量值称为事件数据。
[0042] 检测时刻测量部355对从光电倍增管335供给的电信号的强度进行监视，并测量由光检测器检测出激光脉冲或伽马射线等光的时刻。接着检测时刻测量部355生成表示检测时刻的检测时刻数据。检测时刻数据被供给至图像处理装置50的检测时刻列表存储部51。
[0043] 图像处理装置50具备检测时刻列表存储部51、事件识别部53、相对时间计算部55、相对时间列表存储部57、同时测量部59、重建部61、显示部63、输入部65以及控制部
67。
67。
[0044] 检测时刻列表存储部51存储检测时刻列表的数据。检测时刻列表为对每个事件至少与事件数据与检测时刻数据相关起来的列表。在检查时刻列表上，将伽马射线事件的检测时刻作为时间戳进行使用。关于检测时刻列表的详细情况在后面进行叙述。
[0045] 事件识别部53参照在检测时刻列表存储部51中存储的检测时刻列表，根据各事件的能量值来识别各事件是伽马射线事件，还是虚拟事件。
[0046] 相对时间计算部55计算伽马射线事件的检测时刻与虚拟事件的检测时刻的差。例如，相对时间计算部55通过从伽马射线事件的检测时刻减去对应的虚拟事件的检测时刻来计算差，即伽马射线事件的检测时刻相对于虚拟事件的检测时刻的相对时间。作为计算对象的伽马射线事件与虚拟事件被限定为由同一光检测器33检测出的事件。例如，作为计算对象的伽马射线事件的检测时刻，根据在该检测时刻紧接之前通过同一光检测器33检测出的虚拟事件的检测时刻进行减法。与计算出的相对时间有关的数据被提供给相对时间列表存储部57。
[0047] 相对时间列表存储部57存储相对时间列表的数据。相对时间列表为将每个伽马射线事件至少和与伽马射线事件有关的事件数据(投影数据)以及相对时间数据相关联的列表。在相对时间列表上相对时间作为伽马射线事件的时间戳来使用。
[0048] 同时测量部59利用相对时间来进行伽马射线事件的同时测量。具体来讲，同时测量部59从相对时间列表中反复鉴别收敛于预先确定的时间范围内的两个伽马射线事件，反复鉴别与该两个伽马射线事件有关的事件数据。确定出的两个伽马射线事件被推定为来源于由同一湮灭点所发生出的一对伽马射线。连结检测一对伽马射线的一对光检测器33之间的线被称为LOR(line of interest：响应线)。通过反复进行同时测量来鉴别与LOR有关的事件数据。
[0049] 重建部61从相对时间列表存储部57中读出与同时测量的伽马射线事件有关的事件数据，并根据读出的事件数据重建表示被检体内的放射性同位素的浓度分布的PET图像的数据。
[0050] 显示部63在显示设备上显示由重建部61所重建出的PET图像。作为显示设备能够适宜地利用CRT显示器、液晶显示器、有机EL显示器以及等离子显示器等。
[0051] 输入部65受理来自操作者的各种指令或者信息输入。具体来讲，输入部65经由输入设备输入PET收集、重建处理的开始指示或结束指示，还可以输入PET收集条件或者重建条件。作为输入设备能够适当地使用键盘、鼠标、各种按钮以及触摸指令屏幕等。
[0052] 控制部67作为核医学诊断装置的中枢发挥功能。例如，控制部67在自身具备的存储器中展开专用程序，并通过依照该专用程序控制各部来进行PET收集或PET图像的重建处理。
[0053] 以下，针对本实施方式的核医学诊断装置的详细情况进行说明。
[0054] 首先，针对在伽马射线事件与虚拟事件各自中的检测器模块31的动作进行详细的说明。
[0055] 图4为表示在伽马射线事件中的检测器模块31的输入与输出的图。如图4所示，当伽马射线入射到闪烁器331就发生萤光。所发生的萤光经由光导333到达光电倍增管335的光电面，由光电倍增管335转换为电脉冲，并供给至前端电路35。前端电路35对供给的电脉冲进行一定期间的积分，并生成来源于检测的伽马射线的具有能量值EG的能量信号。另外，前端电路35对经由光电倍增管335所供给的电脉冲进行监视，并测量检测时刻tG。
能量信号EG的能量值和与检测时刻tG有关的检测时刻数据被供给至检测时刻列表存储部
51。
能量信号EG的能量值和与检测时刻tG有关的检测时刻数据被供给至检测时刻列表存储部
51。
[0056] 图5为表示在虚拟事件(激光脉冲事件)中的检测器模块31的输入与输出的图。如图5所示，通过激光脉冲发生器40所发生的激光脉冲经由光纤41入射至光导333。入射的激光脉冲经由光导333到达光电倍增管335的光电面，由光电倍增管335转换为电脉冲，并供给至前端电路35。前端电路35对供给的电脉冲进行一定期间的积分，并生成来源于检测的激光脉冲的具有能量值EL的能量信号。另外，前端电路35监视来自光电倍增管
335的电脉冲，并测量检测时刻tL。能量信号EL的能量值和与检测时刻tL有关的检测时刻数据被供给至检测时刻列表存储部51。
335的电脉冲，并测量检测时刻tL。能量信号EL的能量值和与检测时刻tL有关的检测时刻数据被供给至检测时刻列表存储部51。
[0057] 图6为表示从不同的两个光电倍增管反复输出的电脉冲的图。图6的上半部分为表示从第1光电倍增管中输出的电脉冲与时间t的关系的图表，下半部分为表示从第2光电倍增管输出的电脉冲与时间t的关系的图表。
[0058] 如图6所示，对第1光电倍增管与第2光电倍增管，设置按顺序入射第1激光脉冲、第1伽马射线、第2伽马射线、第2激光脉冲、第3伽马射线。由此第1光电倍增管按顺序生成与第1激光脉冲有关的电脉冲P11、与第1伽马射线有关的电脉冲P12、与第2伽马射线有关的电脉冲P13、与第2激光脉冲有关的电脉冲P14、与第3伽马射线有关的电脉冲P15。同样地第2光电倍增管按顺序生成与第1激光脉冲有关的电脉冲P21、与第1伽马射线有关的电脉冲P22、与第2伽马射线有关的电脉冲P23、与第2激光脉冲有关的电脉冲P24、与第
3伽马射线有关的电脉冲P25。
3伽马射线有关的电脉冲P25。
[0059] 激光脉冲发生器40以一定时间的间隔例如以1ns一次的比例反复向光导入射激光脉冲。这时，第1激光脉冲的检测时刻tL11与第2激光脉冲的检测时刻tL21之间的时间间隔为1ns。另外，第1激光脉冲与第2激光脉冲基于上述结构在实际时间上分别严格地在同一时刻向第1光电倍增管与第2光电倍增管入射。
[0060] 各电脉冲的能量值由如上述那样安装在前端电路的能量计算部351来进行计算。更详细地讲，能量计算部351监视电脉冲的能量值，并等待能量值超过阈值T。当能量值超过阈值T时，开始对能量值进行积分。并且在能量值低于阈值T的时间点结束积分。该积分值被设定为该电脉冲的能量值。
[0061] 各电脉冲的检测时刻由如上述那样安装在前端电路的检测时刻测量部355来进行测量。更为详细地讲，检测时刻测量部355监视电脉冲的能量值，并等待能量值超过规定的阈值T。然后将能量值超过规定阈值T的时间点作为事件的检测时刻来进行测量。另外，壳体20内部的全部检测时刻测量部355不需要进行时钟同步。例如，在第1光电倍增管中的与第1伽马射线有关的电脉冲的情况下，将能量值超过阈值T的时间点作为检测时刻tG11进行测量。因此，各检测时刻测量部355依据来自自身具备的时钟电路的时钟脉冲来独立地测量检测时刻。另外，检测时刻的信息可以是由时分秒等来规定的时刻，也可以是相对时间。例如，相对时间基于来自测量开始时刻等的基准时刻的时间差来规定。
[0062] 如图6所示，在不同的光电倍增管中即使是同一规格制品但由于制造上或者经年老化等因素影响而在对光的反应时间上也会发生细微的差异。与此相伴，萤光入射到光电倍增管的光电面后的电脉冲的上升时间在光电子倍增管之间也会发生差异。例如，在第1光电倍增管中，来源于第1激光脉冲的电脉冲P11在时刻tL11被检测。但是，在第2光电倍增管中来源于第1激光脉冲的电脉冲P21在比时刻tL11晚的时刻tL21被检测。即、可知在第1光电倍增管与第2光电倍增管之间，关于第1激光脉冲产生了反应时间差tL21-tL11。关于来源于其他的激光脉冲或者伽马射线的电脉冲也一样地发生了反应时间差。
[0063] 另外，即使是同一光电倍增管，也有时相对于各电脉冲的反应时间有细微的不同。但是，在激光脉冲的入射间隔程度的极短的时间内，由同一光电倍增管所检测出的多个事件的各反应时间被视为是相同的。换言之，在极短时间内，相对于虚拟事件的反应时间与相对于伽马射线事件的反应时间被视为是相同的。即、虽然在两个光电倍增管中产生了反应时间差，但是伽马射线事件的检测时刻与虚拟事件的检测时间的时间差在实际时间上是相同的。
[0064] 具体来讲，如图6所示，在第1光电倍增管中的第1伽马射线的检测时刻tG11与第1激光脉冲的检测时刻tL11的时间差为tG11-tL11。第2光电子倍增管中的第1伽马射线的检测时刻tG21与第1激光脉冲的检测时刻tL21的时间差为tG21-tL21。该时间差tG11-tL11与时间差tG21-tL21在实际时间上是相同的。即，如果将伽马射线事件的时间戳设为与激光脉冲之间的时间差(相对时间)，则在同时测量等中能够抵消第1光电倍增管与第2光电倍增管之间的反应时间差tL21-tL11。
[0065] 本实施方式的核医学诊断装置由于上述理由，将伽马射线事件的检测时刻相对于来源于激光脉冲的虚拟事件的检测时刻的相对时间作为伽马射线事件的时间戳来使用。
[0066] 接着，参照图7针对与本实施方式有关的核医学诊断装置的典型动作例子进行说明。图7为表示在控制部67的控制下执行的、从PET收集到PET图像显示的处理的典型流程的图。
[0067] 首先，向被检体投放用放射出正电子的放射性同位素来标记的药剂。作为放射性同位素，已知的有例如F18、O15、C11或者N13等。例如，在使用用F18所标记出的葡萄糖(FDG：氟代脱氧葡萄糖)的情况下，癌通过PET图像而可视化。这是因为癌的糖代谢比正常细胞要剧烈。由此可以发现癌。另外，在用C11标记对β淀粉肽(amyloid)具有亲和性的药剂时，脑内的β淀粉肽通过PET图像可发现。由此可以研究脑内的β淀粉肽的分布。
[0068] 当向被检体投放药剂且PET收集的准备就绪时，用户经由输入部65输入PET收集的开始指示。当输入开始指示时控制部67控制各部而开始PET收集。PET收集期间，控制部67控制激光脉冲发生器40，从而使激光脉冲每隔规定时间间隔地同时向全部检测器模块31的光导333入射。
[0069] 在这种情况下，控制部67在PET收集期间，使检测时刻列表存储部51实时地记录检测时刻列表的数据(步骤S1)。
[0070] 在步骤S1中，检测时刻列表存储部51将与来源于激光脉冲的虚拟事件有关的事件数据和与通常的伽马射线有关的事件数据一起依次存储在检测时刻列表中。
[0071] 图8为表示存储在检测时刻列表存储部51中的检测时刻列表的一个例子的图。如图8所示，检测时刻列表具有事件号码、光电倍增管号码、闪烁器号码、检测时刻以及能量等项目。事件号码是用于识别事件的号码。光电倍增管号码是用于识别检测出与事件有关的光的光电倍增管335的号码。闪烁器号码是用于识别与由位置计算部353计算出的位置坐标对应的闪烁器331的号码。检测时刻是由检测时刻测量部355测量出的事件的检测时刻。能量是由能量计算部351所计算出的能量值(伽马射线或者激光脉冲的能量值)。例如，1号事件(虚拟事件)的光，在检测时刻tL11被PMT1号光电倍增管335检测，当是由SC3号闪烁器331发生时则对其进行计算，从而具有能量值EL1。同样，4号事件(伽马射线事件)的光在检测时刻tG21被PMT2号光电倍增管335检测，当是由SC5号闪烁器331发生时则对其进行计算，从而具有能量值EG21。这样在检测时刻列表上，检测时刻作为各事件的时间戳而被利用。
[0072] 另外，检测时刻列表既可以设为对于全部光电倍增管335生成一个，也可以设为对于每个检测器模块31都生成。
[0073] 如果步骤S1被执行，则控制部67使事件识别部53进行事件的识别处理(步骤S2)。
[0074] 在步骤S2中，事件识别部53识别存储在检测时刻列表存储部51中的各事件是虚拟事件，还是伽马射线事件。具体来讲，事件识别部53判断与作为识别对象的事件相关联的能量值是否具有相当于激光脉冲的能量值EL。是否具有能量值EL，是基于作为识别对象的事件的能量值是否存在于含有能量EL的规定的能量范围内来进行判断的。在判断出作为识别对象的事件的能量值存在于规定的能量范围内时，事件识别部53判断该能量值具有能量值EL，并识别出作为识别对象的事件为虚拟事件。表示着虚拟事件的编码，例如，与该事件的事件号码相关联地被存储在检测时刻列表存储部51中。另一方面，在判断出作为识别对象的事件的能量值没有在规定的能量范围内时，事件识别部53判断该能量值不具有能量值EL，并识别出作为识别对象的事件为伽马射线事件。例如，表示着伽马射线事件的编码，与该事件的事件号码相关联地被存储在检测时刻列表存储部51中。
[0075] 如果步骤S2被执行，则控制部67使相对时间计算部55进行相对时间的计算处理(步骤S3)。
[0076] 在步骤S3中，相对时间计算部55对于存储在检测时刻列表存储部51中的各伽马射线事件，计算伽马射线事件的检测时刻与虚拟事件的检测时刻的时间差。更为详细地讲，伽马射线事件的检测时刻减去虚拟事件的检测时刻，计算伽马射线事件的检测时刻相对于虚拟事件的检测时刻的相对时间。根据由同一光电倍增管335所检测出的伽马射线事件的检测时刻与虚拟事件的检测时刻来计算相对时间。作为计算对象的虚拟事件被限定于具有紧接作为计算对象的伽马射线事件的检测时刻之前的检测时刻。由此，能够减轻由于相对于在同一光电倍增管335中的各事件的反应时间差而带来的时间戳精度的恶化。
[0077] 具体参照如图8所示的检测时刻列表说明相对时间的计算处理。把对事件号码3的伽马射线事件计算相对时间的情况作为具体例子来进行说明。事件号码3的伽马射线事件在检测时刻tG11被PMT1号光电倍增管335检测。相对时间计算部55参照检测时刻列表，并确定由PMT1号光电倍增管335在紧接检测时刻tG11之前所检测出的虚拟事件。设满足该条件的虚拟事件为事件号码1的虚拟事件。这时，相对时间计算部55用事件号码1的虚拟事件的检测时刻tL11减去事件号码3的伽马射线事件的检测时刻tG11，计算出相对时间tG11-tL11。
[0078] 如果步骤S3被执行，则控制部67使相对时间列表存储部57记录相对时间列表的数据(步骤S4)。
[0079] 在步骤S4中，相对时间列表存储部57将由相对时间计算部55所计算出的相对时间的数据和与伽马射线有关的事件数据一同存储在相对时刻列表中。
[0080] 图9为表示存储在相对时间列表存储部57中的相对时间列表的一个例子的图。如图9所示，相对时间列表具有事件号码、光电倍增管号码、闪烁器号码、相对时间以及能量等项目。例如，事件号码3的伽马射线事件的相对时间为tG11-tL11。这样，在相对时间列表上，与虚拟事件的相对时间用作伽马射线事件的时间戳。基于相对时间的时间戳通过同时测量等而被利用。
[0081] 如果步骤S4被执行，则控制部67使同时测量部59进行同时测量处理(步骤S5)。
[0082] 在步骤S5中，同时测量部59将相对时间作为伽马射线事件的时间戳来使用，对存储在相对时间列表存储部57中的相对时间列表上的伽马射线事件进行同时测量处理。具体来讲，同时测量部59从存储在相对时间列表中的多个相对时间中，反复鉴别在预先设定的规定的时间范围内包含的一对相对时间。并且从相对时间列表中鉴别与鉴别出的一对相对时间相关联的一对事件数据。与一对相对时间对应的一对的伽马射线事件被推定为由同一湮灭点所发生的一对伽马射线事件。连结检测成对的伽马射线事件的成对的检测器模块31的线为LOR。用于识别LOR的编码与鉴别出的成对伽马射线事件的事件号码被各个关联起来。对相对时间列表内的全部伽马射线事件进行该成对的伽马射线事件鉴别。另外，时间范围例如设定为6ns到18ns程度。同时测量部59不像以往那样将检测时刻作为时间戳来使用，而是将与检测时刻相比高时间分辨率的相对时间作为时间戳来使用。因此，同时测量部59能够比以往更准确更高时间分辨率地进行同时测量。
[0083] 如果步骤S5被执行，则控制部67使重建部61进行重建处理(步骤S6)。
[0084] 在步骤S6中，重建部61从相对时间列表存储部57中读出由同时测量部59所鉴别出的事件数据，根据读出的事件数据重建PET图像的数据。在可利用的重建法中有：不使用成对的伽马射线事件的时间戳的时间差的通常的PET图像重建法、与使用成对的伽马射线事件的时间戳的时间差的TOF(time of flight：飞行时间)-PET图像重建法。
[0085] 图10为表示由重建部61进行的通常的PET图像重建法与TOF-PET图像重建法的差异的图。如图10所示，通常的PET图像重建法是以“在LOR上的各点处的湮灭点的存在概率相同”为前提的重建法。因此，不管距离光检测器有多远，LOR上的各点处的权重全都相同。重建部61利用这样设定的权重来对事件数据进行重建处理，并生成PET图像的数据。即使在使用通常的PET图像重建法的情况下，由于通过将相对时间设为时间戳从而以与以往相比高时间分辨率进行同时测量，因此与以往相比PET图像的画质得到提高。
[0086] 另一方面如图10所示，TOF-PET图像重建法是以“根据伽马射线事件的相对时间差在LOR上的各点的湮灭点的存在概率不同”为前提的重建法。因此，LOR上的各点处的权重与距光检测器的距离相应地发生变化。以下，针对在TOF-PET图像重建法中的加权进行说明。设在第1检测器模块311中在相对时间t1检测伽马射线事件，在第1检测器模块312中在相对时间t2检测伽马射线事件。这时，从LOR的中心点CP到湮灭点的距离d用以下的式(1)进行表示。另外设c为光速。
[0087] d＝c(t1-t2)/2···(1)
[0088] 利用该式(1)能够计算出LOR上的湮灭点的位置。当计算湮灭点的位置时重建部61设定权重。权重被设定为以随着距湮灭点的距离越远，值就越小。重建部61基于这样设定的权重根据事件数据重建PET图像的数据。根据该TOF-PET图像重建法，与通常的PET图像重建法相比可以提高S/N比。另外，与本实施方式有关的TOF-PET图像重建法，不是像以往的TOF-PET图像重建法那样将检测时刻作为时间戳来使用，而是将与检测时刻相比提高了时间分辨率的相对时间作为时间戳来使用。因此，能够比以往的TOF-PET图像重建法更准确地即更高时间分辨率地计算湮灭点。由此，基于TOF-PET图像重建法的PET图像的画质也比以往得到了提高。
[0089] 如果步骤S6被执行，则控制部67使显示部63进行显示处理(步骤S7)。
[0090] 在步骤S7中，显示部63在显示设备中显示生成的PET图像。当显示PET图像时，从PET收集到PET图像显示为止的处理结束。
[0091] 另外，设图7中的处理与PET收集同时进行。但是，本实施方式不局限于此。例如，也能够根据检测时刻列表的数据事后再进行步骤S1到步骤S7的处理。
[0092] 根据上述结构与本实施方式有关的核医学诊断装置，在PET收集中，通过激光脉冲发生器使虚拟事件对于各检测器模块在实际时间上同时地发生。然后将伽马射线事件的检测时刻与虚拟事件的检测时刻的时间差作为时间戳来使用。利用该新的时间戳，能够抵消对每个检测器模块不同的反应时间差。因此，本实施方式的核医学诊断装置与将检测器模块所发生的伽马射线事件的检测时刻用作时间戳的以往装置相比，能够取得更高精度且更高时间分辨率的时间戳。另外，不再需要在以往装置中需要的、各检测器模块的时钟同步。因此，本实施方式的核医学诊断装置由于不需要设置用于时钟同步的机构，因此能够以比往装置便宜的价格制造。另外，在以往装置中测量各个检测器模块的反应时间，并将具有同样反应时间的检测器模块集中安装在装置中。本实施方式的核医学诊断装置，由于通过将相对时间设为时间戳从而能够抵消反应时间，因此也不需要在测量检测器模块的反应时间后、将具有同样反应时间的检测器模块集中起来安装在机架部10的操作。另外，本实施方式的核医学诊断装置还能够与PET收集同时自动地进行检测器模块的定时修正。因此，与本实施方式有关的核医学诊断装置不需要通过以往需要的在PET收集前手动进行定时修正的操作。因此，可以消除用户在定时修正中的繁琐操作。
[0093] 这样根据本实施方式，实现了提供在减轻用户负担的基础上，可提高时间分辨率的核医学诊断装置。
[0094] (变形例)
[0095] 在上述实施方式中设光纤与检测器模块的光导接合。但是，本实施方式并不局限于此。在变形例的核医学诊断装置中，光纤与闪烁器光学接合。
[0096] 图11为表示变形例中的检测器模块81与激光脉冲发生器40的详细的结构图。如图11所示，与变形例有关的检测器模块81装备了光检测器83与前端电路35。如此，检测器模块81具有在多个闪烁器831与光电倍增管835之间不设光导的构造。光纤42与位于多个闪烁器831中的端部的闪烁器的侧面进行光学接合。经由该光纤42从激光脉冲发生器40向闪烁器831入射激光脉冲。入射到闪烁器831内的激光脉冲被导至光电倍增管835的光电面。
[0097] 光电倍增管835以光电面朝向多个闪烁器831一侧的方式进行光学接合。前端电路35与在光电倍增管835的光电面的反侧面接合。光电倍增管835从闪烁器831中接收萤光，对接收的萤光进行放大，发生与放大后的萤光光量相应的脉冲状的电信号。另外，光电倍增管835接收入射到闪烁器831的激光脉冲，对接收的激光脉冲进行放大，从而发生与放大的激光脉冲的光量相应的脉冲状的电信号。发生的电脉冲被供给至前端电路35。其后的处理与本实施方式相同，故省略记载。
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