专利名称：能量校准和能量感兴趣区域的设定方法及检测和诊断装置的制作方法
技术领域：
本发明涉及放射线检测器的能量校准方法及进行能量校准的放射线检测装置。
背景技术：
作为现有的校准放射线检测器的校准方法例可例举专利文献1(特许第3566398号)。进行能量修正以使从全像区域的各像素的输出信号得到的能谱的峰值相同。为了在有散射线的场合，能量峰值也能在规定道(チヤンネル)内(各像素独立且对于能量值分别设定的指标数值)，求出能谱的峰值，利用由该峰值导出的整体修正系数Z修正各像素的能量修正系数。
在现有技术中发现了如下两点问题由于俘获损失噪声的左右非对称性，因其他噪声(电子噪声等)量的变动，即使对相同的入射能量也变动波峰分布的最频值；以及，即使其他噪声量一定，也由于俘获损失噪声的波峰依赖性而使计测波峰为非线性。
发明内容
本发明目的在于解决上述两点问题，提供一种对于电子噪声量的变动等稳定且线性的能量基准。
本发明提供一种能量校准方法，用多个具有峰值分布的最频值和平均值不同的值的放射线检测器检测来自校准线源的一定能量的放射线照射，将利用来自上述校准线源的一定能量的放射线照射而得到的各放射线检测器的波峰分布内的平均值校准为相同值。
本发明具有以下效果。
不论噪声或入射能量的大小，都可以得到较高的能量校准精度。
图1是表示本发明的作为核医学诊断装置的SPECT装置的结构的示意图。
图2是表示半导体检测元件的俘获损失波峰分布的图。
图3是表示半导体检测元件的叠加噪声量的波峰分布变化(最频值移动)的图。
图4是表示半导体检测元件的在能谱上的最频值位置的非线性的图。
图5是表示噪声变动和ROI关系的图。
图中1-半导体检测器单元；2-准直器；3-γ射线；4-半导体检测元件；5-信号放大器；6-数据处理电路；7-操作面板；8-数据采集分析装置；9-输入、操作装置；10-显示装置；11-旋转支撑台；12-外部校准用线源；P-被检测者；B-床；C-线源集聚部。
具体实施例方式
参照适当附图详细说明半导体检测装置及使用它的核医学诊断装置的一例。
图1表示SPECT(Single Photon Emission Computed Tomography)装置。
SPECT装置具备多个半导体检测器单元1、旋转支撑台11、数据采集分析装置8以及显示装置10。半导体检测器单元1配置在旋转支撑台11上。该半导体检测器单元1分别独立旋转，可以通过并列两个单元而增大摄像面积，或者作为进行平面摄像的γ辐射室使用。各半导体检测器单元1具有多个半导体检测元件4、多个信号放大器5，连接在数据处理电路6的多个集成电路上。
在半导体检测器单元1和被检测者P之间设有用放射线屏蔽材料(例如铅、钨等)形成并具有多个贯通孔的准直器2，限制从半导体检测器单元1的视场角。另外，半导体检测器单元1具有遮光、电磁屏蔽件，由此遮断从被检测者P射出的γ射线3以外的电磁波的影响。遮光、电磁屏蔽件用铝等材料形成。
载置服用放射性药剂的被检测者P的床B具备移动机构，被检测者P在半导体检测器单元1之间移动。从被检测者的体内射出伴随放射性药剂的衰变的γ射线(淹没γ射线)。
在被检测者P体内，从集聚放射性药剂的集聚部C射出的γ射线3通过准直器2内的贯通孔入射到半导体检测器单元1内的各半导体检测元件4中。从半导体检测元件4输出的信号感应电荷作为电压信号被信号放大器5整形及放大，在数据处理电路6进行电压信号波峰的模拟—数字转换、放大器地址—检测器XY地址转换、时间信息的取得、实时波峰校准等后部信号处理。
另外，在这里说明了各个半导体检测元件4作为一个检测器形成图像的一个像素的情形，但也可以由多个半导体元件作为一个检测器。
数据采集分析装置8从数据处理电路6接收数据，进行数据的保存、能谱分析、图像处理等，用显示装置10对用户进行视觉信息的输出。
旋转支撑台3的旋转控制、半导体检测器单元1和被检测者P之间的距离的控制以及利用床B的被检测者P的位置控制，可以利用操作面板7在SPECT装置的近旁进行，并且也可以利用数据采集分析装置8从远距离进行。
接着，参照图2说明根据半导体检测器元件的信号的波峰分布。作为信号，半导体检测器取得伴随由放射线的电离作用引起的电子空穴对的采集而生成的感应电荷。但是，也发生由不纯度等引起的电子或空穴的俘获，在去俘获(デトラツプ)的时间比脉冲整形时间长时，该电荷对信号不起作用，成为信号波峰的损失。平行平板型的半导体检测器俘获损失波峰H(％无俘获波峰)可以由以下公式1求出。
公式1H=λed(1-exp(-xλe))+λhd(1-exp(-d-xλh))]]>其中电子迁移率μe(cm/s/(V/cm))；空穴迁移率μh(cm/s/(V/cm))；电子寿命τe(s)；空穴寿命τh(s)；电压V(V)；平板间距离d(cm)；
入射放射线的反应位置x(cm)(离阳极的距离)；电子平均自由行程λe＝μe·τe·V/d(cm)；空穴平均自由行程λh＝μh·τh·V/d(cm)。
在CdTe、CZT等电子和空穴的平均自由行程大不相同的半导体的场合，如图2所示，俘获损失波峰的概率密度分布具有明显的左右非对称性。
各种放射线中，与α射线、β射线比较，在核医学领域使用的γ射线对于物体的平均自由行程大，因此不能将反应位置局部化于阴极侧，该俘获损失的问题较大。
俘获损失可以通过简单地增大施加电压来改进，但由于在稠密配置上的绝缘确保、半导体自身的漏电流的增大等问题，实际上会受到限制。
对于核医学诊断装置来说，考虑到电路成本及发热方面，每个信号放大器5的半导体检测元件4的体积必须较大，特别是漏电流容易增大而难以提高电压。
另外，使用追加上升时间测定电路而利用与上升时间的相互关系来修正波峰的方法，或添加被称为Frisch Grid的将感应电荷生成空间限制在阳极近旁的电极的方法也能减轻俘获损失，但是在如核医学诊断装置那样需要大量测定电路的用途上，成本的增大成为问题而难以采用。从以上内容考虑，在不能避免俘获损失时，要将其影响抑制到最低限度。
图3表示叠加噪声量的波峰分布变化(最频值移动)。实际上除了由俘获损失引起的波峰分布的扩大(以下，称为俘获损失噪声)以外，还有由电子的热振动引起的噪声等多种噪声原因，所得到的波峰分布就是叠加这些噪声的分布。图3是将λe/λh设为与CdTe相当的大约10，在产生最大时(x＝d)为9％、最低时(成为(d-x)/λe＝x/λh的信号)为1％左右的损失的场合下，将其他高斯分布噪声量以半幅值改变为1.0～5.0％时的叠加噪声波峰分布。图中即使在最差时叠加后的能量分辨率也是7.5％左右，相对现有的闪烁器具有优势，是妥当的俘获损失量。
已知在放射线计测中一般作为波峰分布的代表值所使用的指标的最频值随着高斯分布噪声的增加而降低。若增大到完全以高斯分布噪声为主，则最频值下降到俘获损失分布的平均值，在图3中，最频值的变动幅度最大为大约3％。
对此，各叠加后分布的平均值对于叠加噪声量是不变动的。
图4表示在能谱上的最频值位置的非线性。电子噪声等大部分的噪声不依赖于输入能量，若输入能量变大，则信号波峰的SN比变好。但是，俘获损失噪声中，在不改变信号载波电荷(电子和空穴)的俘获继续进行的信号载波电荷的俘获概率的通常条件下，噪声与输入能量成比例，即使用高能量测定也不能改进SN比。而且，不仅不能改进SN比，而且其他(高斯分布的)噪声和俘获损失噪声的比率依赖于输入能量而发生变化，因此与图3同样，分布形状变动。
这表示对于输入能量，在单独的俘获损失分布中最频值保持线性，但是在叠加其他噪声的分布中最频值对于输入能量具有非线性。
多个信号放大器5一般分别具有增益和偏移的误差，需要校准从各信号放大器5得到的信号。在这里，所谓校准是指对多个放射线检测元件4和信号放大器5的组进行转换，使得各组的各波谱上的基准值成为综合波谱上的相同的波峰值。因此对各组设定多个校准系数，对取得信号值进行乘法或加法运算。若是线性，则在该场合可以用增益校准系数和偏移校准系数这两个进行完全的校准，但若是非线性，则需要按照程度增加校准系数，而且一般不能成为完全的校准。以下，将该校准系数组称为校准用数据。
在如核医学诊断装置具有多个信号放大器5的装置中，从配线容量噪声或配线体积成本等方面考虑，不能对各个信号放大器5使用同样的脉冲发生器，若对每个信号放大器5分别制造脉冲发生器，则由于产生脉冲发生器之间的特性误差而不能得到必要精度的校准用数据。从而要得到校准用数据，需要使用校准用线源12。
在以上前提下，若如现有技术使用个别波谱上的最频值进行校准，则上述非线性成为问题。具体地可例举在校准非线性基准的场合，需要多种能量的校准用线源12，校准用数据取得时间(例如数小时/一种能量)增大到N倍的情况，以及若校准用数据增加，则消耗数据处理电路6上的内存，使实时处理所花费的成本变大的情况。
对此，根据以下两点，实测的波峰分布的平均值对于输入能量是线性的，可以实现线性的能量的校准，上述两点即俘获损失与输入能量成比例，其分布的平均值对于输入能量是线性的；以及，叠加高斯分布噪声的实测波峰分布的平均值与俘获损失分布的平均值一致。另外，由于对于噪声量，平均值不变动，因此每次(例如数日～数周)噪声变动时无需进行校准用数据的取得，可以较宽(例如一年)地设定校准用数据取得的时间间隔。
特别是在使用康普顿散射的康普顿反冲电子及光子的场合，要铭记确保遍及能谱整个区域的线性比较重要。
另外，在以有限的计数数量进行校准时，若使用形状未知的分布的最频值，则需要在最频值的最近旁(必要校准精度，例如0.1％宽度)进行较大的计数，误差的收敛较慢。若使用平均值，则分布的整体计数有助于误差收敛，因此能够以短时间进行高精度的校准，这也是很大的优点。
图5是表示噪声变动和能量感兴趣区域(以下称为ROI)的关系的图。叙述假设伴随温度变化的漏电流变动等，高斯分布噪声对于时间不是一定的情况。图5上部图表示对于利用最频值校准后的噪声变动的从ROI的计数的遗漏。在放射线检测元件4和信号放大器5的某组A中，高斯分布噪声小时以最频值为基准进行校准，在按照高斯分布噪声最大的某组B设定ROI的场合，若组A的高斯分布噪声与组B相同程度地增大，则如图5上部所示，波峰分布较大地超出ROI。图5下部表示作为校准基准使用平均值的情况。在作为校准基准使用平均值的场合，与图5上部不同，即使组A的高斯分布噪声与组B相同程度增大，也可以避免由于噪声变动而波峰分布较大地超出ROI。根据以上内容，即使对于噪声的变动，平均值也适合作为校准基准。
另外，作为依赖于输入能量的高斯分布噪声，有电荷载波生成量统计噪声，但其在半导体检测器中非常小，而且是低能量并作为与波峰的比率较大，因此有加大最频值变动等问题的倾向，可照旧通用而忽视上述议论。同样，对于轨道损失噪声、特性X射线的逸出、光电子及康普顿反冲电子的逸出等，也由于不是主噪声因素而忽视。
以下说明校准方法。校准方法是用多个具有峰值分布的最频值和平均值不同的值的放射线检测器4检测来自校准线源12的一定能量的放射线照射，将利用来自上述校准线源的一定能量的放射线照射而得到的关于各放射线检测器4的波峰分布内的平均值校准成相同值。当将关于各放射线检测器4的波峰分布内的平均值校准成相同值时，通过利用数据采集分析装置8设定存储在数据处理电路6的内存上的校准系数而进行。
校准系数如下算出。使用放射线源进行数据采集(ST1)。算出各像素上的平均能量(ST2)。设定作为在各像素独立并分别对于能量值而设定的指标数值的道。例如，将平均值作为规定道设定为1000ch(ST3)。用平均值除以规定道，算出校准系数(ST4)。使用这样算出来的校准系数，修正用检测器检测出的输出。
以下说明ROI设定方法。ROI设定方法为使用上述校准方法，将一定能量的放射线照射所产生的波峰分布内的平均值作为能量感兴趣区域(ROI)的基准，进行ROI的设定。对于全部像素的波峰分布，由平均值生成含有规定量(例如98％)计数的区域，将关于区域最大的像素的区域设定为ROI。
如上所述，利用叠加两个分布的新的分布共有重心，对作为俘获损失噪声和高斯分布噪声的叠加的实测波峰分布的能量的校准基准，使用波峰分布的平均值。由此，不论噪声或入射能量的大小，可以得到较高的能量校准精度，具有与在整个能量区域内提高能量分辨率同等的效果。由此能够提高散射线等不需要的信号的除去率，提高SN比(在核医学诊断装置中为图像质量)。平均值与最频值相比，对于取得计数的收敛快，因此能够以短时间实现高精度的校准用数据的采集。由于是不受噪声变化影响的校准方法，因此每次噪声变动时无需进行校准用数据的取得，可以较宽地设定校准用数据取得的时间间隔。由于是仅需要乘法及加法运算的线性校准，因此实时的能量校准变得容易。
再有作为ROI的设定基准也使用平均值。由此可以避免由噪声变动引起的计数的遗漏。
在本实施例中说明了SPECT检查装置，但通过对于对象180度相对配置检测器组，并不仅追加波峰读出系统的电路，还追加时间检测系统的电路，从而作为PET装置使用也可以。
本发明不仅适用于半导体放射线检测器，还可适用于使用闪烁器的检测器。
放射线检测装置是SPECT装置的半导体检测器单元1，或者是作为PET装置的180度相对配置的检测器组的检测器单元。
核医学诊断装置具有放射线检测装置和数据采集分析装置8。
另外，以下详细叙述半导体放射线检测器。以往，作为检测γ射线等放射线的放射线检测器，已知有使用NaI闪烁器的检测器。就具备NaI闪烁器的γ辐射室(核医学诊断装置的一种)而言，放射线(γ射线)以由多个准直器被限制的角度入射到闪烁器中，与NaI的结晶产生相互作用而发出闪烁光。该光隔着光导管到达光电倍增管而成为电信号。电信号被安装于计测电路固定板上的计测电路整形并从输出连接器输送到外部的数据采集系统。另外，这些闪烁器、光导管、光电倍增管、计测电路、计测电路固定板等整体容纳在遮光屏蔽箱内，遮断外部的放射线以外的电磁波。
一般在使用闪烁器的γ辐射室中，作成为在一块较大的NaI等结晶的后面设置较大的光电倍增管(也称为photo-mul)的构造，因此固有位置分辨率停留在4mm左右。另外，闪烁器经过从放射线到可见光、从可见光到电子的多阶段的转换进行检测，从而产生能量分辨率差的问题。因此，不能分离混入的散射线，对于显示射出γ线的真实位置信息的信号的SN比下降，作为问题可例举图像质量的恶化或摄像时间的增加。顺便说一下，PET装置(正电子射出型断层显像装置)有5～6mm的位置分辨率，高端PET装置有4mm左右的位置分辨率，但同样包括起因于SN比的问题点。
作为使用与这种闪烁器不同的原理来检测放射线的放射线检测器，有具备使用CdTe(碲化镉)、TlBr(溴化铊)、GaAs(砷化镓)等半导体材料的半导体放射线检测元件的半导体检测器。
该半导体检测器其半导体放射线检测单元将由放射线和半导体材料的相互作用产生的电荷直接转换为电信号，因此向电信号的转换效率比闪烁器还好，能量分辨率优良，从而受到关注。在这里，能量分辨率优良意味着显示真实位置信息的放射线检测信号的SN比提高，即检测精度提高，可以期待图像的对比度提高、摄像时间的缩短等各种效果。而且，通过在基板上二维配置该半导体放射线检测元件，可以检测出放射线的射出源的位置。
化合物半导体与本征半导体相比迁移率·寿命积低，在实用电压条件下存在由于空穴的俘获现象而使波峰分布分散，并且成为左右非对称的问题。由此，不能实现现有的闪烁器上的作为高斯分布的处理(最频值＝平均值等)。
另外，在如核医学诊断装置那样大量利用检测元件时出现各检测元件的性能波动，可能存在不能忽视噪声的个体差异或时间变化的情况。
权利要求
1.一种能量校准方法，其特征在于，用多个具有峰值分布的最频值和平均值不同的值的放射线检测器检测来自校准线源的一定能量的放射线照射，将通过来自上述校准线源的一定能量的放射线照射而得到的关于各放射线检测器的波峰分布内的平均值校准为相同值。
2.一种能量感兴趣区域(以下称为ROI)的设定方法，其使用权利要求1所述的校准方法，其特征在于，将上述一定能量的放射线照射所产生的波峰分布内的平均值作为上述ROI的基准。
3.一种放射线检测装置，其特征在于，具有多个检测器，其检测放射线；多个信号放大器，其分别对应上述检测器而设置，放大上述检测器的输出；以及数据处理电路，其使通过来自进行放射线照射的校准线源的一定能量的放射线照射而得到的关于上述各放射线检测器的波峰分布内的平均值为相同值而进行校准。
4.一种核医学诊断装置，其特征在于，具有权利要求3所述的放射线检测装置；以及数据采集分析装置，其从上述数据处理电路接收数据，在上述数据处理电路上进行上述校准。
5.根据权利要求3所述的放射线检测装置，其特征在于，上述数据处理电路将上述一定能量的放射线照射所产生的波峰分布内的平均值作为能量感兴趣区域(以下称为ROI)的基准，设定ROI。
6.一种核医学诊断装置，其特征在于，具有权利要求5所述的放射线检测装置；以及数据采集分析装置，其从上述数据处理电路接收数据，在上述数据处理电路上进行上述ROI的设定。
7.根据权利要求1所述的能量校准方法，其特征在于，当进行上述校准时，通过用上述平均值除以按各检测器独立并分别对能量值设定的指标数值，算出校准系数，使用上述校准系数进行校准。
8.根据权利要求3所述的放射线检测装置，其特征在于，上述数据处理电路是使用用上述平均值除以按各检测器独立并分别对能量值设定的指标数值而算出的校准系数来进行校准的电路。
9.根据权利要求4所述的核医学诊断装置，其特征在于，数据采集分析装置用上述平均值除以按各检测器独立并分别对能量值设定的指标数值来算出校准系数，使用上述校准系数在上述数据处理电路上进行校准。
10.根据权利要求2所述的ROI的设定方法，其特征在于，关于全部的上述放射线检测器的波峰分布，以平均值为基准生成含有规定量计数的区域，将关于区域最大的检测器的区域设定为ROI。
11.根据权利要求5所述的放射线检测装置，其特征在于，在关于全部的上述放射线检测器的波峰分布，以平均值为基准生成的含有规定量计数的区域中，上述数据处理电路将关于区域最大的检测器的区域设定为ROI。
12.根据权利要求6所述的核医学诊断装置，其特征在于，上述数据采集分析装置当在上述数据处理电路上设定ROI时，关于全部的上述放射线检测器的波峰分布，以平均值为基准生成含有规定量计数的区域，将关于区域最大的检测器的区域设定为ROI。
全文摘要
本发明涉及一种能量校准方法、能量感兴趣区域的设定方法、放射线检测装置及核医学诊断装置。在现有技术中发现了如下问题由于俘获损失噪声的左右非对称性，因其他噪声(电子噪声等)量的变动即使对于相同入射能量波峰分布的最频值也变动；以及即使其他噪声量一定也由于俘获损失噪声的波峰依赖性而使计测波峰为非线性。本发明的目的在于解决上述问题，提供一种对于电子噪声量的变动等稳定且线性的能量基准。本发明提供一种能量校准方法，用多个具有峰值分布的最频值和平均值不同的值的放射线检测器检测来自校准线源的一定能量的放射线照射，校准利用来自上述校准线源的一定能量的放射线照射而得到的关于各放射线检测器的波峰分布内的平均值使其相同。
文档编号A61B6/03GK101046513SQ20071007880
公开日2007年10月3日 申请日期2007年2月15日 优先权日2006年3月31日
发明者横井一磨, 雨宫健介, 小桥启司, 清野知之, 石津崇章, 高桥勋 申请人:株式会社日立制作所