专利名称：核医学诊断装置的制作方法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(L0R，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。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lOpesec (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，IOpesc指令的时钟同步在技术上是非常困难的。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。现有技术文献日本特开2003-279652号公报。
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。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。并且能够实现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。图1为表示本实施方式的核医学诊断装置的结构的图。图2为表示图1的机架部的概略结构的图。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。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。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。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。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。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。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。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。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。符号说明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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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
7件的能量值来识别各事件是伽马射线事件，还是虚拟事件。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。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。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L0R(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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。激光脉冲发生器40以一定时间的间隔例如以Ins —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tLll与第2激光脉冲的检测时刻tL21之间的时 间间隔为Ins。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。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。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tGll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。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Pll在时刻tLl 1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tLll晚的时刻tL21被检测。S卩、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-tLll。 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。
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。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tGll与 第1激光脉冲的检测时刻tLll的时间差为tGll-tLll。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 tGll-tLll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-tLll。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。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。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、015、Cll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Cll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。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。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Si)。在步骤Sl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。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tLll被PMTl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
10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。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。如果步骤Sl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)。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。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)。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。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tGll被PMTl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PMTl号光电倍增管335在紧接检测时刻tGll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tLll减去事件号码3的伽马射线事件的检测时刻tGll，计算出相对 时间 tGll-tLll。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)。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。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tGll-tLll。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。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)。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L0R。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。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)。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T0F(time of flight 飞行时间)-PET图像重建法。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。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tl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。d = c(tl-t2)/2 · · · (1)利用该式⑴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。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)。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。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Sl到步骤S7的处理。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。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。(变形例)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。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。光电倍增管835以光电面朝向多个闪烁器831 —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。以上说明了特定的实施方式，但这些实施方式仅以例子的方式提出，而并不用于 限制本发明的范围。实际上，这里所述的新颖实施方式能够以各种其它形式具体实施，而
13且，在不脱离本发明的精神的情况下，可以对这里所述的实施方式的形式进行各种省略、替 换和改变。所附的权利要求及其等同方案意在覆盖落入本发明的范围和精神内的上述形式 或变形。


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。