ポジトロンＣＴ装置
【課題】リング状検出器の際で放射されたガンマ線を効率よく捕捉し、一つの三次元投影データとして用いることのできるポジトロンＣＴ装置を提供する。
【解決手段】リング状に配列された検出器を軸方向に平行な方向に複数並置したリング状検出器１０に加えて、この軸と直交する平面に検出器を二次元状に配列した補助検出器２０を配置する。これらリング状検出器と補助検出器を合わせた各検出器４０，５０への前記ガンマ線の同時入射を検出し、検出したデータを用いて再構成処理して再構成データを生成する。
【解決手段】リング状に配列された検出器を軸方向に平行な方向に複数並置したリング状検出器１０に加えて、この軸と直交する平面に検出器を二次元状に配列した補助検出器２０を配置する。これらリング状検出器と補助検出器を合わせた各検出器４０，５０への前記ガンマ線の同時入射を検出し、検出したデータを用いて再構成処理して再構成データを生成する。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、被検体内の放射性同位元素から放射されるガンマ線を検出するポジトロンＣＴ装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
ポジトロンＣＴ装置は、被検体内の放射性同位元素から放射されるガンマ線を検出する装置である。放射性同位元素としてポジトロン放射核種を被検体に投与し、この被検体内の生体物質等を標識させ、トレーサとして用いることで、放射性同位元素の濃度分布から生理学的或いは生化学的な機能を表わすデータを得るものである。このデータは、２次元状又は３次元状に配置された画像として認識される。
【０００３】
ポジトロンＣＴ装置は、陽電子が自由電子と結合して消滅する際に１８０°対向方向に放出されるガンマ線のペアを検出することでその方向を通る軌跡上に放射性同位元素が存在するものとして濃度分布を示す画像データを再構成する。これにより、操作者は、外科的手段によることなく被検体内部の病変部、血流量、脂肪酸代謝量等を確認することができる。
【０００４】
図４に従来のポジトロンＣＴ装置の構成を示す。このポジトロンＣＴ装置１００は、リング状検出器１０が配置されている（例えば、「特許文献１」参照。）。このリング状検出器１０には、検出器４０がリング状かつリング軸方向に複数並置くされて配置される。リング状検出器１０の内部には、被検体Ｐを載置した寝台３０が挿入される。
【０００５】
検出器４０は、ＬＳＯ（Ｌｕ２ＳｉＯ５）やＢＧＯ（Ｂｉ４Ｇｅ３Ｏ１２）等の５１１ｋｅＶに対する検出効率が高く且つ潮解性がないシンチレータをリング内周側に配し、その背面に光電子増倍管（ＰＭＴ）を配した構成、若しくは半導体検出器と呼称される化合物半導体テルルカドミウム（ＣｄＴｅ）やＣｄＺｎＴｅで構成される。
【０００６】
二カ所の検出器４０で同一タイミングで検出したガンマ線のペアを基に、この二カ所の検出器４０を通る軌跡上に放射性同位元素が存在するものと仮定して、被検体Ｐ内の放射性同位元素の濃度分布の画像を作成する。
【０００７】
ここで、このような従来のポジトロンＣＴ装置１００では、リング状検出器１０に配される二カ所の検出器４０を１８０°対向方向とするガンマ線のペアは検出可能である。しかし、例えば、図４のＮ位置のようなリング状検出器１０の際（きわ）で放射されたガンマ線は、その放射の対向方向によっては一方のガンマ線が検出できないため、ガンマ線のカウント対象とはならない。具体的には、図中のＮ位置でガンマ線が１８０°対向方向へ放射され、一方がリング状検出器１０の２５番目の検出器４０に到達したものは、他方のガンマ線がリング状検出器１０外へ飛び出しているため検出できず、ガンマ線の同時計数収集データに含まれない。
【０００８】
このように、従来のポジトロンＣＴ装置１００では、リング状検出器１０の際で放射されたガンマ線のカウント数が少なくなりやすく、特に被検体Ｐの頭頂部付近の画質が低下する傾向があった。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００９】
【特許文献１】特開２００２−１１６２５６号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１０】
本発明は、上記事情に鑑みてなされたものであり、その目的とするところは、リング状検出器の際で放射されたガンマ線を効率よく捕捉し、一つの投影データとして用いることのできるポジトロンＣＴ装置を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【００１１】
上記課題を解決するために、請求項１記載の発明は、被検体内の放射性同位元素から放出されるガンマ線の検出に基づく投影データから画像を生成するポジトロンＣＴ装置であって、リング状に配列された検出器を前記被検体の軸方向に平行な方向に複数並置された前記ガンマ線の第一の放射線検出手段と、前記軸と直交する平面に検出器を二次元状に配列した前記ガンマ線の第二の放射線検出手段と、前記第一の放射線検出手段及び前記第二の放射線検出手段の各検出器の出力データで同時計数とされるペアを検出する同時計数手段と、前記同時計数手段で得た出力データのペアに基づき、検出器のガンマ線入射位置を結んだ軌跡を通る各ボクセルにその軌跡を投影方向とするガンマ線の投影データを逆投影処理することで、前記被検体内の前記放射性同位元素の濃度分布である前記三次元画像を再構成する再構成手段と、を備えること、を特徴とする。
【００１２】
前記再構成手段は、前記第一の放射線検出手段の一対の検出器の位置を結んだ軌跡と、前記第一の放射線検出手段の検出器と前記第二の放射線検出手段の検出器の位置を結んだ軌跡とを加えた、一つの三次元投影データを生成し、この三次元投影データを逆投影処理することにより前記三次元画像を求めるようにしてもよい（請求項２記載の発明に相当）。
【００１３】
前記第二の放射線検出手段は、前記被検体の頭頂部側の予め決められた箇所に配置されているようにしてもよい（請求項３記載の発明に相当）。
【発明の効果】
【００１４】
本発明によれば、第一の放射線検出手段から漏れたガンマ線も第二の放射線検出手段で検出できるため、この第１の放射線検出手段と第２の放射線検出手段を通る軌跡上を投影方向とするガンマ線の投影データも加えて三次元画像を再構成処理できるため、画像の画質の向上につながる。
【図面の簡単な説明】
【００１５】
【図１】ポジトロンＣＴ装置の検出器構成を示すブロック図である。
【図２】ポジトロンＣＴ装置の内部構成を示すブロック図である。
【図３】ポジトロンＣＴ装置の動作を示すフローチャートである。
【図４】従来のポジトロンＣＴ装置の検出器構成を示すブロック図である。
【発明を実施するための形態】
【００１６】
以下、本発明に係るポジトロンＣＴ装置の好適な実施形態について、図面を参照しながら具体的に説明する。
【００１７】
図１は、本実施形態に係るポジトロンＣＴ装置１の検出器構成を示すブロック図である。ポジトロンＣＴ装置１は、被検体Ｐ内の放射性同位元素から放出されるガンマ線を検出し、被検体Ｐ内の再構成データを作成する装置である。放射性同位元素としては、ポジトロン放射核種が利用される。このポジトロン放射核種から放出された陽電子が近傍の自由電子と結合して消滅する際に１８０°対向方向に放射される５１１ｋｅＶのガンマ線を検出し、同じタイミングで入射したものを弁別することでこれらガンマ線の入射方向が決定されるため、その入射方向が通る軌跡上に放射性同位元素が存在することを用いて３次元投影データから３次元画像を再構成する。３次元画像は、ガンマ線の入射方向が通る軌跡の重なり度合いを画素値として入射データを３次元状に配したデータであり、被検体Ｐ内の放射性同位元素の濃度分布が３次元状に表わされる。
【００１８】
このポジトロンＣＴ装置１は、主にリング状検出器１０と補助検出器２０とを備える。リング状検出器１０と補助検出器２０には、複数の検出器４０、５０が配置されている。リング状検出器１０には、検出器４０がリング状かつリング軸方向に平行な方向に複数並置される。補助検出器２０には、検出器５０がリング軸と直交する平面に２次元状に配置される。
【００１９】
リング状検出器１０の内部には、被検体Ｐを載置した寝台３０が挿入される。補助検出器２０は、被検体Ｐの頭頂部側に設置される。この補助検出器２０は、ポジトロンＣＴ装置１に対して脱着可能であってもよいが、その設置位置は、予め定められた位置から不動である。例えば、補助検出器２０は、リング状検出器１０内を移動する寝台３０上ではなく、設置位置が固定されたガントリに設置される。即ち、補助検出器２０に配置された任意の検出器５０とリング状検出器１０の任意の検出器４０とに同時タイミングにガンマ線が入射すれば、それら検出器４０、５０を通る軌跡が設置態様によって変わらないように、必ず決まった位置に設置される。もし、決まった位置に設置できない場合は、補助検出器２０とリング状検出器１０の位置を正確に測定し、各検出器の位置を正確に求めることで処理可能となる。この補助検出器２０は、被検体Ｐの頭頂部を覆う程度以上の面積を有することが望ましい。
【００２０】
検出器４０、５０は、１．６ｍｍ×１．６ｍｍ等の面積を有するＬＳＯ（Ｌｕ２ＳｉＯ５）やＢＧＯ（Ｂｉ４Ｇｅ３Ｏ１２）等の５１１ｋｅＶに対する検出効率が高く且つ潮解性がないシンチレータをリング内周側に配し、その背面に光電子増倍管（ＰＭＴ）を配した構成を有する。シンチレータに入射したガンマ線はシンチレータにより４２０ｎｍにピークを持つ光に変換され、その光が光電子増倍管で電気信号され、検出器４０、５０から出力される。この電気信号には、ガンマ線が入射された検出器４０、５０、即ち検出器４０、５０自身を示す情報、ガンマ線がいかなるエネルギーを有するかの情報が含まれる。
【００２１】
尚、検出器４０、５０は、半導体検出器と呼称される化合物半導体テルルカドミウム（ＣｄＴｅ）やＣｄＺｎＴｅとしてもよい。この場合は、光電子増倍管を必要とせず、ガンマ線から直接電気信号を得ることが可能となる。
【００２２】
このリング状検出器１０と補助検出器２０とを有するポジトロンＣＴ装置１では、リング状検出器１０の何れかの検出器４０をペアとしない放射方向に放射したガンマ線を捕捉可能となる。
【００２３】
例えば、図１に示すように、頭頂部付近Ｎで放射されたガンマ線がリング状検出器１０の２６番目の検出器４０に入射した場合には、その対向方向に放射されたガンマ線を捕捉することのできるリング状検出器１０の検出器４０はないが、補助検出器２０の２７番目の検出器５０が存在する。従って、頭頂部付近Ｎから、この２６番目と２７番目の検出器４０、５０を通る軌跡の方向へ放射されたガンマ線についてもポジトロンＣＴ装置１は捕捉可能となり、この頭頂部付近Ｎのデータも十分に取得可能となる。
【００２４】
また、図１に示すように、頭頂部付近Ｍで放射されたガンマ線がリング状検出器１０の２０番目の検出器４０に入射した場合には、その対向方向に放射されたガンマ線を捕捉することのできるリング状検出器１０の検出器４０はないが、補助検出器２０の２８番目の検出器５０が存在する。従って、頭頂部付近Ｍから、この２０番目と２８番目の検出器４０、５０を通る軌跡の方向へ放射されたガンマ線についてもポジトロンＣＴ装置１は捕捉可能となり、この頭頂部付近Ｍのデータも十分に取得可能となる。
【００２５】
図２は、ポジトロンＣＴ装置１の内部構成を示すブロック図である。ポジトロンＣＴ装置１は、リング状検出器１０と補助検出器２０の他に、タイムスタンプ部６０とデータ保存部７１と同時計数部７２と感度均一補正部７３と再構成部７４とを有する。データ保存部７１と同時計数部７２と感度均一補正部７３と再構成部７４は、所謂コンピュータにより実現してよいし、専用回路により実現してもよい。コンピュータで実現する場合には、データ保存部７１は、所謂メモリであり、同時計数部７２と感度均一補正部７３と再構成部７４は、外部記憶装置に記憶したプログラムを演算制御装置で解析及び命令実行することにより実現される。
【００２６】
タイムスタンプ部６０は、リング状検出器１０及び補助検出器２０より出力されてくる出力データである電気信号について、これがいつ検出されたものであるかの検出時刻を刻印する。
【００２７】
データ保存部７１は、所謂メモリであり、ガンマ線を検出した検出器４０、５０を特定し、かつ刻印された検出時刻を示す検出データを記憶する。
【００２８】
同時計数部７２は、データ保存部７１から同一タイミングを示す検出時刻を含む検出データを選択し、そのペアのデータが示す検出器４０、５０を結ぶ軌跡の位置情報を得る。そして、同時計数部７２は、位置情報毎の放射線入射数をカウントした１ラインの投影データを作成する。同時計数部７２が選択する検出データの種類については、その由来がリング状検出器１０であるか補助検出器２０であるかを問わない。軌跡の位置情報は、同一タイミングで入射したガンマ線を表わすペアの検出データの出力先を基にしてガンマ線の入射軌跡を計算する。同時計数部７２は、一定時間のタイムウィンドウ情報を予め記憶しており、このタイムウィンドウに入ったペアを見つけだす。
【００２９】
感度均一補正部７３は、視野領域内の検出感度の不均一性を一定濃度のポジトロン線源を視野内に配置したときの真の同時計数率で補正する。
【００３０】
再構成部７４は、投影データが示すカウント数をその軌跡上の各ボクセルの画素値に対して加算することで３次元投影データを作成し、この３次元投影データからＯＳ−ＥＭ再構成法等により三次元画像を作成する。即ち、３次元投影データにおいて、リング状検出器１０の任意の検出器４０と補助検出器２０の任意の検出器５０とを通る軌跡上の各ボクセルには、これら検出器４０、５０が同一タイミングで検出したガンマ線のカウント数も積算されて含まれる。
【００３１】
図３は、このポジトロンＣＴ装置１の動作を示すフローチャートである。まず、操作者は、補助検出器２０を予め定められた箇所にセットする（Ｓ０１）。予め定められた箇所とは、検出器４０と検出器５０を通る軌跡が設置態様によって変わらないような位置であり、換言すると、補助検出器２０のある検出器５０とリング状検出器１０のある検出器４０とを同一タイミングのガンマ線入力先とした場合に、それらを通る軌跡の位置情報は計算の結果必ず一つに定まる位置である。
【００３２】
補助検出器２０をセットすると、被検体Ｐに投与したポジトロン核種たる放射性同位元素から放射されるガンマ線の収集を開始する（Ｓ０２）。ガンマ線が放射されると、ガンマ線と検出器４０，５０との間に光電効果、コンプトン効果及び電子対生成なる３種の相互作用が生じる。
【００３３】
ガンマ線の収集が開始されると、リング状検出器１０及び補助検出器２０で検出されたガンマ線は、入射した検出器４０，５０を特定する情報を含む電気信号に変換される（Ｓ０３）。そして、この電気信号は、タイムスタンプ部６０へと送られて、検出時刻が刻印された後（Ｓ０４）、検出先及び検出時刻を含む検出データとしてリング状検出器１０と補助検出器２０を１つのデータにまとめてデータ保存部７１に記憶される（Ｓ０５）。
【００３４】
例えば、リング状検出器１０の３番目と１６番目の検出器４０が存在する方向に放出されたガンマ線は、この３番目と１６番目の検出器４０に同一タイミングで入射する。３番目と１６番目の検出器４０では、シンチレータによりガンマ線が可視光線に変換され、この可視光線が光電子増倍管で電気信号に変換される。３番目の検出器４０から出力された電気信号には、３番目の検出器４０が出力先であることを示す情報が含まれ、１６番目の検出器４０から出力された電気信号には、１６番目の検出器４０が出力先であることを示す情報が含まれる。そして、これら電気信号は、タイムスタンプ部６０で同じ検出時刻が刻印される。
【００３５】
また、図１のＮ位置で一方のガンマ線がリング状検出器１０の２５番目の検出器４０の方向へ向けて放射された場合、他方のガンマ線は、リング状検出器１０では捕捉できない。しかし、その他方のガンマ線は、本実施形態のポジトロンＣＴ装置１においては、補助検出器２０の２７番目の検出器５０に入射する。リング状検出器１０の２５番目と補助検出器２０の２７番目の検出器５０が存在する方向に放出されたガンマ線は、この２５番目と２７番目の検出器４０，５０に同一タイミングで入射する。２５番目と２７番目の検出器４０，５０では、シンチレータによりガンマ線が可視光線に変換され、この可視光線が光電子増倍管で電気信号に変換される。２５番目の検出器４０から出力された電気信号には、３番目の検出器４０が出力先であることを示す情報が含まれ、２７番目の検出器５０から出力された電気信号には、１６番目の検出器４０が出力先であることを示す情報が含まれる。そして、これら電気信号は、タイムスタンプ部６０で同じ検出時刻が刻印される。
【００３６】
同時計数部７２は、同一タイミングの検出時刻が刻印された検出データのペアをデータ保存部７１から選出する（Ｓ０６）。このとき、ペアとならない検出データは使用しない。即ち、図１のＮ位置から補助検出器２０の２７番目の検出器５０とリング状検出器１０の２５番目の検出器４０を対向方向とするガンマ線の検出データは、補助検出器２０がない場合には散乱線除去等のために破棄されていたが、補助検出器２０の存在により３次元データ作成のためのデータとして採用される。
【００３７】
同時計数部７２で選出されたペアの検出データは、エネルギー情報が感度均一補正部７３で補正された後（Ｓ０７）、再構成部７４に入力される。再構成部７４では、ペアの検出データが含むそれぞれの検出先の情報から入射方向の軌跡を計算することでこの軌跡の位置情報を取得する（Ｓ０８）。
【００３８】
例えば、リング状検出器１０の３番目と１６番目の検出器４０に同一タイミングで入射したガンマ線を基に出力された検出データのペアにおいては、この３番目と１６番目の検出器４０とを結ぶ軌跡を示す位置情報が取得される。また、リング状検出器１０の２５番目の検出器４０と補助検出器２０の２７番目の検出器５０に同一タイミングで入射したガンマ線を基に出力された検出データのペアにおいては、この２５番目と２７番目の検出器４０，５０とを結ぶ軌跡を示す位置情報が取得される。
【００３９】
位置情報が取得されると、再構成部７４は、その位置情報を取得した数をカウントし、位置情報とカウント数を関連づけた１ラインの投影データを作成する（Ｓ０９）。そして、再構成部７４は、投影データが示す軌跡を投影方向としてその方向にある各ボクセルにその１ラインの投影データが示すカウント数を積算することで３次元投影データを作成する（Ｓ１０）。従って、リング状検出器１０の２５番目の検出器４０と補助検出器２０の２７番目の検出器５０を通る軌跡を放射方向とするガンマ線もカウントされる。また、このリング状検出器１０の２５番目の検出器４０と補助検出器２０の２７番目の検出器５０を通る軌跡を放射方向とするガンマ線についても３次元投影データに反映される。
【００４０】
再構成部７４は、３次元投影データを作成すると、この３次元投影データからＯＳ−ＥＭ再構成法等により３次元画像を作成する（Ｓ１１）。
【００４１】
このように、本実施形態に係るポジトロンＣＴ装置１では、リング状検出器１０に加えて、軸と直交する平面に検出器５０を二次元状に配列した補助検出器２０を配するように士、これらの各検出器４０，４０へのガンマ線の同時入射を検出し、それら投影データを一つの３次元投影データにまとめて、この３次元投影データから３次元画像を生成する。これにより、リング状検出器１０から漏れたガンマ線も補助検出器２０で検出できるため、被検体Ｐの頭頂部付近のデータ収集のカウント数も増加させることができ、被検体Ｐの頭頂部付近のデータも豊富となり、画像の画質の向上につながる。
【００４２】
尚、本実施形態では、リング状検出器１０と補助検出器２０とで検出して得た検出データを一つのパラメータとして用いたが、一端リング状検出器１０で得た検出データのペアと、リング状検出器１０と補助検出器２０とで検出して得た検出データのペアを別々の投影データとして用い、２つ以上の軌道のデータを用いた再構成法であるＯＳ−ＥＭ再構成法を用いて再構成を行うようにしてもよい。
【符号の説明】
【００４３】
１ ポジトロンＣＴ装置
１０ リング状検出器
２０ 補助検出器
３０ 寝台
４０ 検出器
５０ 検出器
６０ タイムスタンプ部
７１ データ保存部
７２ 同時計数部
７３ 感度均一補正部
７４ 再構成部
【技術分野】
【０００１】
本発明は、被検体内の放射性同位元素から放射されるガンマ線を検出するポジトロンＣＴ装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
ポジトロンＣＴ装置は、被検体内の放射性同位元素から放射されるガンマ線を検出する装置である。放射性同位元素としてポジトロン放射核種を被検体に投与し、この被検体内の生体物質等を標識させ、トレーサとして用いることで、放射性同位元素の濃度分布から生理学的或いは生化学的な機能を表わすデータを得るものである。このデータは、２次元状又は３次元状に配置された画像として認識される。
【０００３】
ポジトロンＣＴ装置は、陽電子が自由電子と結合して消滅する際に１８０°対向方向に放出されるガンマ線のペアを検出することでその方向を通る軌跡上に放射性同位元素が存在するものとして濃度分布を示す画像データを再構成する。これにより、操作者は、外科的手段によることなく被検体内部の病変部、血流量、脂肪酸代謝量等を確認することができる。
【０００４】
図４に従来のポジトロンＣＴ装置の構成を示す。このポジトロンＣＴ装置１００は、リング状検出器１０が配置されている（例えば、「特許文献１」参照。）。このリング状検出器１０には、検出器４０がリング状かつリング軸方向に複数並置くされて配置される。リング状検出器１０の内部には、被検体Ｐを載置した寝台３０が挿入される。
【０００５】
検出器４０は、ＬＳＯ（Ｌｕ２ＳｉＯ５）やＢＧＯ（Ｂｉ４Ｇｅ３Ｏ１２）等の５１１ｋｅＶに対する検出効率が高く且つ潮解性がないシンチレータをリング内周側に配し、その背面に光電子増倍管（ＰＭＴ）を配した構成、若しくは半導体検出器と呼称される化合物半導体テルルカドミウム（ＣｄＴｅ）やＣｄＺｎＴｅで構成される。
【０００６】
二カ所の検出器４０で同一タイミングで検出したガンマ線のペアを基に、この二カ所の検出器４０を通る軌跡上に放射性同位元素が存在するものと仮定して、被検体Ｐ内の放射性同位元素の濃度分布の画像を作成する。
【０００７】
ここで、このような従来のポジトロンＣＴ装置１００では、リング状検出器１０に配される二カ所の検出器４０を１８０°対向方向とするガンマ線のペアは検出可能である。しかし、例えば、図４のＮ位置のようなリング状検出器１０の際（きわ）で放射されたガンマ線は、その放射の対向方向によっては一方のガンマ線が検出できないため、ガンマ線のカウント対象とはならない。具体的には、図中のＮ位置でガンマ線が１８０°対向方向へ放射され、一方がリング状検出器１０の２５番目の検出器４０に到達したものは、他方のガンマ線がリング状検出器１０外へ飛び出しているため検出できず、ガンマ線の同時計数収集データに含まれない。
【０００８】
このように、従来のポジトロンＣＴ装置１００では、リング状検出器１０の際で放射されたガンマ線のカウント数が少なくなりやすく、特に被検体Ｐの頭頂部付近の画質が低下する傾向があった。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００９】
【特許文献１】特開２００２−１１６２５６号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１０】
本発明は、上記事情に鑑みてなされたものであり、その目的とするところは、リング状検出器の際で放射されたガンマ線を効率よく捕捉し、一つの投影データとして用いることのできるポジトロンＣＴ装置を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【００１１】
上記課題を解決するために、請求項１記載の発明は、被検体内の放射性同位元素から放出されるガンマ線の検出に基づく投影データから画像を生成するポジトロンＣＴ装置であって、リング状に配列された検出器を前記被検体の軸方向に平行な方向に複数並置された前記ガンマ線の第一の放射線検出手段と、前記軸と直交する平面に検出器を二次元状に配列した前記ガンマ線の第二の放射線検出手段と、前記第一の放射線検出手段及び前記第二の放射線検出手段の各検出器の出力データで同時計数とされるペアを検出する同時計数手段と、前記同時計数手段で得た出力データのペアに基づき、検出器のガンマ線入射位置を結んだ軌跡を通る各ボクセルにその軌跡を投影方向とするガンマ線の投影データを逆投影処理することで、前記被検体内の前記放射性同位元素の濃度分布である前記三次元画像を再構成する再構成手段と、を備えること、を特徴とする。
【００１２】
前記再構成手段は、前記第一の放射線検出手段の一対の検出器の位置を結んだ軌跡と、前記第一の放射線検出手段の検出器と前記第二の放射線検出手段の検出器の位置を結んだ軌跡とを加えた、一つの三次元投影データを生成し、この三次元投影データを逆投影処理することにより前記三次元画像を求めるようにしてもよい（請求項２記載の発明に相当）。
【００１３】
前記第二の放射線検出手段は、前記被検体の頭頂部側の予め決められた箇所に配置されているようにしてもよい（請求項３記載の発明に相当）。
【発明の効果】
【００１４】
本発明によれば、第一の放射線検出手段から漏れたガンマ線も第二の放射線検出手段で検出できるため、この第１の放射線検出手段と第２の放射線検出手段を通る軌跡上を投影方向とするガンマ線の投影データも加えて三次元画像を再構成処理できるため、画像の画質の向上につながる。
【図面の簡単な説明】
【００１５】
【図１】ポジトロンＣＴ装置の検出器構成を示すブロック図である。
【図２】ポジトロンＣＴ装置の内部構成を示すブロック図である。
【図３】ポジトロンＣＴ装置の動作を示すフローチャートである。
【図４】従来のポジトロンＣＴ装置の検出器構成を示すブロック図である。
【発明を実施するための形態】
【００１６】
以下、本発明に係るポジトロンＣＴ装置の好適な実施形態について、図面を参照しながら具体的に説明する。
【００１７】
図１は、本実施形態に係るポジトロンＣＴ装置１の検出器構成を示すブロック図である。ポジトロンＣＴ装置１は、被検体Ｐ内の放射性同位元素から放出されるガンマ線を検出し、被検体Ｐ内の再構成データを作成する装置である。放射性同位元素としては、ポジトロン放射核種が利用される。このポジトロン放射核種から放出された陽電子が近傍の自由電子と結合して消滅する際に１８０°対向方向に放射される５１１ｋｅＶのガンマ線を検出し、同じタイミングで入射したものを弁別することでこれらガンマ線の入射方向が決定されるため、その入射方向が通る軌跡上に放射性同位元素が存在することを用いて３次元投影データから３次元画像を再構成する。３次元画像は、ガンマ線の入射方向が通る軌跡の重なり度合いを画素値として入射データを３次元状に配したデータであり、被検体Ｐ内の放射性同位元素の濃度分布が３次元状に表わされる。
【００１８】
このポジトロンＣＴ装置１は、主にリング状検出器１０と補助検出器２０とを備える。リング状検出器１０と補助検出器２０には、複数の検出器４０、５０が配置されている。リング状検出器１０には、検出器４０がリング状かつリング軸方向に平行な方向に複数並置される。補助検出器２０には、検出器５０がリング軸と直交する平面に２次元状に配置される。
【００１９】
リング状検出器１０の内部には、被検体Ｐを載置した寝台３０が挿入される。補助検出器２０は、被検体Ｐの頭頂部側に設置される。この補助検出器２０は、ポジトロンＣＴ装置１に対して脱着可能であってもよいが、その設置位置は、予め定められた位置から不動である。例えば、補助検出器２０は、リング状検出器１０内を移動する寝台３０上ではなく、設置位置が固定されたガントリに設置される。即ち、補助検出器２０に配置された任意の検出器５０とリング状検出器１０の任意の検出器４０とに同時タイミングにガンマ線が入射すれば、それら検出器４０、５０を通る軌跡が設置態様によって変わらないように、必ず決まった位置に設置される。もし、決まった位置に設置できない場合は、補助検出器２０とリング状検出器１０の位置を正確に測定し、各検出器の位置を正確に求めることで処理可能となる。この補助検出器２０は、被検体Ｐの頭頂部を覆う程度以上の面積を有することが望ましい。
【００２０】
検出器４０、５０は、１．６ｍｍ×１．６ｍｍ等の面積を有するＬＳＯ（Ｌｕ２ＳｉＯ５）やＢＧＯ（Ｂｉ４Ｇｅ３Ｏ１２）等の５１１ｋｅＶに対する検出効率が高く且つ潮解性がないシンチレータをリング内周側に配し、その背面に光電子増倍管（ＰＭＴ）を配した構成を有する。シンチレータに入射したガンマ線はシンチレータにより４２０ｎｍにピークを持つ光に変換され、その光が光電子増倍管で電気信号され、検出器４０、５０から出力される。この電気信号には、ガンマ線が入射された検出器４０、５０、即ち検出器４０、５０自身を示す情報、ガンマ線がいかなるエネルギーを有するかの情報が含まれる。
【００２１】
尚、検出器４０、５０は、半導体検出器と呼称される化合物半導体テルルカドミウム（ＣｄＴｅ）やＣｄＺｎＴｅとしてもよい。この場合は、光電子増倍管を必要とせず、ガンマ線から直接電気信号を得ることが可能となる。
【００２２】
このリング状検出器１０と補助検出器２０とを有するポジトロンＣＴ装置１では、リング状検出器１０の何れかの検出器４０をペアとしない放射方向に放射したガンマ線を捕捉可能となる。
【００２３】
例えば、図１に示すように、頭頂部付近Ｎで放射されたガンマ線がリング状検出器１０の２６番目の検出器４０に入射した場合には、その対向方向に放射されたガンマ線を捕捉することのできるリング状検出器１０の検出器４０はないが、補助検出器２０の２７番目の検出器５０が存在する。従って、頭頂部付近Ｎから、この２６番目と２７番目の検出器４０、５０を通る軌跡の方向へ放射されたガンマ線についてもポジトロンＣＴ装置１は捕捉可能となり、この頭頂部付近Ｎのデータも十分に取得可能となる。
【００２４】
また、図１に示すように、頭頂部付近Ｍで放射されたガンマ線がリング状検出器１０の２０番目の検出器４０に入射した場合には、その対向方向に放射されたガンマ線を捕捉することのできるリング状検出器１０の検出器４０はないが、補助検出器２０の２８番目の検出器５０が存在する。従って、頭頂部付近Ｍから、この２０番目と２８番目の検出器４０、５０を通る軌跡の方向へ放射されたガンマ線についてもポジトロンＣＴ装置１は捕捉可能となり、この頭頂部付近Ｍのデータも十分に取得可能となる。
【００２５】
図２は、ポジトロンＣＴ装置１の内部構成を示すブロック図である。ポジトロンＣＴ装置１は、リング状検出器１０と補助検出器２０の他に、タイムスタンプ部６０とデータ保存部７１と同時計数部７２と感度均一補正部７３と再構成部７４とを有する。データ保存部７１と同時計数部７２と感度均一補正部７３と再構成部７４は、所謂コンピュータにより実現してよいし、専用回路により実現してもよい。コンピュータで実現する場合には、データ保存部７１は、所謂メモリであり、同時計数部７２と感度均一補正部７３と再構成部７４は、外部記憶装置に記憶したプログラムを演算制御装置で解析及び命令実行することにより実現される。
【００２６】
タイムスタンプ部６０は、リング状検出器１０及び補助検出器２０より出力されてくる出力データである電気信号について、これがいつ検出されたものであるかの検出時刻を刻印する。
【００２７】
データ保存部７１は、所謂メモリであり、ガンマ線を検出した検出器４０、５０を特定し、かつ刻印された検出時刻を示す検出データを記憶する。
【００２８】
同時計数部７２は、データ保存部７１から同一タイミングを示す検出時刻を含む検出データを選択し、そのペアのデータが示す検出器４０、５０を結ぶ軌跡の位置情報を得る。そして、同時計数部７２は、位置情報毎の放射線入射数をカウントした１ラインの投影データを作成する。同時計数部７２が選択する検出データの種類については、その由来がリング状検出器１０であるか補助検出器２０であるかを問わない。軌跡の位置情報は、同一タイミングで入射したガンマ線を表わすペアの検出データの出力先を基にしてガンマ線の入射軌跡を計算する。同時計数部７２は、一定時間のタイムウィンドウ情報を予め記憶しており、このタイムウィンドウに入ったペアを見つけだす。
【００２９】
感度均一補正部７３は、視野領域内の検出感度の不均一性を一定濃度のポジトロン線源を視野内に配置したときの真の同時計数率で補正する。
【００３０】
再構成部７４は、投影データが示すカウント数をその軌跡上の各ボクセルの画素値に対して加算することで３次元投影データを作成し、この３次元投影データからＯＳ−ＥＭ再構成法等により三次元画像を作成する。即ち、３次元投影データにおいて、リング状検出器１０の任意の検出器４０と補助検出器２０の任意の検出器５０とを通る軌跡上の各ボクセルには、これら検出器４０、５０が同一タイミングで検出したガンマ線のカウント数も積算されて含まれる。
【００３１】
図３は、このポジトロンＣＴ装置１の動作を示すフローチャートである。まず、操作者は、補助検出器２０を予め定められた箇所にセットする（Ｓ０１）。予め定められた箇所とは、検出器４０と検出器５０を通る軌跡が設置態様によって変わらないような位置であり、換言すると、補助検出器２０のある検出器５０とリング状検出器１０のある検出器４０とを同一タイミングのガンマ線入力先とした場合に、それらを通る軌跡の位置情報は計算の結果必ず一つに定まる位置である。
【００３２】
補助検出器２０をセットすると、被検体Ｐに投与したポジトロン核種たる放射性同位元素から放射されるガンマ線の収集を開始する（Ｓ０２）。ガンマ線が放射されると、ガンマ線と検出器４０，５０との間に光電効果、コンプトン効果及び電子対生成なる３種の相互作用が生じる。
【００３３】
ガンマ線の収集が開始されると、リング状検出器１０及び補助検出器２０で検出されたガンマ線は、入射した検出器４０，５０を特定する情報を含む電気信号に変換される（Ｓ０３）。そして、この電気信号は、タイムスタンプ部６０へと送られて、検出時刻が刻印された後（Ｓ０４）、検出先及び検出時刻を含む検出データとしてリング状検出器１０と補助検出器２０を１つのデータにまとめてデータ保存部７１に記憶される（Ｓ０５）。
【００３４】
例えば、リング状検出器１０の３番目と１６番目の検出器４０が存在する方向に放出されたガンマ線は、この３番目と１６番目の検出器４０に同一タイミングで入射する。３番目と１６番目の検出器４０では、シンチレータによりガンマ線が可視光線に変換され、この可視光線が光電子増倍管で電気信号に変換される。３番目の検出器４０から出力された電気信号には、３番目の検出器４０が出力先であることを示す情報が含まれ、１６番目の検出器４０から出力された電気信号には、１６番目の検出器４０が出力先であることを示す情報が含まれる。そして、これら電気信号は、タイムスタンプ部６０で同じ検出時刻が刻印される。
【００３５】
また、図１のＮ位置で一方のガンマ線がリング状検出器１０の２５番目の検出器４０の方向へ向けて放射された場合、他方のガンマ線は、リング状検出器１０では捕捉できない。しかし、その他方のガンマ線は、本実施形態のポジトロンＣＴ装置１においては、補助検出器２０の２７番目の検出器５０に入射する。リング状検出器１０の２５番目と補助検出器２０の２７番目の検出器５０が存在する方向に放出されたガンマ線は、この２５番目と２７番目の検出器４０，５０に同一タイミングで入射する。２５番目と２７番目の検出器４０，５０では、シンチレータによりガンマ線が可視光線に変換され、この可視光線が光電子増倍管で電気信号に変換される。２５番目の検出器４０から出力された電気信号には、３番目の検出器４０が出力先であることを示す情報が含まれ、２７番目の検出器５０から出力された電気信号には、１６番目の検出器４０が出力先であることを示す情報が含まれる。そして、これら電気信号は、タイムスタンプ部６０で同じ検出時刻が刻印される。
【００３６】
同時計数部７２は、同一タイミングの検出時刻が刻印された検出データのペアをデータ保存部７１から選出する（Ｓ０６）。このとき、ペアとならない検出データは使用しない。即ち、図１のＮ位置から補助検出器２０の２７番目の検出器５０とリング状検出器１０の２５番目の検出器４０を対向方向とするガンマ線の検出データは、補助検出器２０がない場合には散乱線除去等のために破棄されていたが、補助検出器２０の存在により３次元データ作成のためのデータとして採用される。
【００３７】
同時計数部７２で選出されたペアの検出データは、エネルギー情報が感度均一補正部７３で補正された後（Ｓ０７）、再構成部７４に入力される。再構成部７４では、ペアの検出データが含むそれぞれの検出先の情報から入射方向の軌跡を計算することでこの軌跡の位置情報を取得する（Ｓ０８）。
【００３８】
例えば、リング状検出器１０の３番目と１６番目の検出器４０に同一タイミングで入射したガンマ線を基に出力された検出データのペアにおいては、この３番目と１６番目の検出器４０とを結ぶ軌跡を示す位置情報が取得される。また、リング状検出器１０の２５番目の検出器４０と補助検出器２０の２７番目の検出器５０に同一タイミングで入射したガンマ線を基に出力された検出データのペアにおいては、この２５番目と２７番目の検出器４０，５０とを結ぶ軌跡を示す位置情報が取得される。
【００３９】
位置情報が取得されると、再構成部７４は、その位置情報を取得した数をカウントし、位置情報とカウント数を関連づけた１ラインの投影データを作成する（Ｓ０９）。そして、再構成部７４は、投影データが示す軌跡を投影方向としてその方向にある各ボクセルにその１ラインの投影データが示すカウント数を積算することで３次元投影データを作成する（Ｓ１０）。従って、リング状検出器１０の２５番目の検出器４０と補助検出器２０の２７番目の検出器５０を通る軌跡を放射方向とするガンマ線もカウントされる。また、このリング状検出器１０の２５番目の検出器４０と補助検出器２０の２７番目の検出器５０を通る軌跡を放射方向とするガンマ線についても３次元投影データに反映される。
【００４０】
再構成部７４は、３次元投影データを作成すると、この３次元投影データからＯＳ−ＥＭ再構成法等により３次元画像を作成する（Ｓ１１）。
【００４１】
このように、本実施形態に係るポジトロンＣＴ装置１では、リング状検出器１０に加えて、軸と直交する平面に検出器５０を二次元状に配列した補助検出器２０を配するように士、これらの各検出器４０，４０へのガンマ線の同時入射を検出し、それら投影データを一つの３次元投影データにまとめて、この３次元投影データから３次元画像を生成する。これにより、リング状検出器１０から漏れたガンマ線も補助検出器２０で検出できるため、被検体Ｐの頭頂部付近のデータ収集のカウント数も増加させることができ、被検体Ｐの頭頂部付近のデータも豊富となり、画像の画質の向上につながる。
【００４２】
尚、本実施形態では、リング状検出器１０と補助検出器２０とで検出して得た検出データを一つのパラメータとして用いたが、一端リング状検出器１０で得た検出データのペアと、リング状検出器１０と補助検出器２０とで検出して得た検出データのペアを別々の投影データとして用い、２つ以上の軌道のデータを用いた再構成法であるＯＳ−ＥＭ再構成法を用いて再構成を行うようにしてもよい。
【符号の説明】
【００４３】
１ ポジトロンＣＴ装置
１０ リング状検出器
２０ 補助検出器
３０ 寝台
４０ 検出器
５０ 検出器
６０ タイムスタンプ部
７１ データ保存部
７２ 同時計数部
７３ 感度均一補正部
７４ 再構成部
【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体内の放射性同位元素から放出されるガンマ線の検出に基づく投影データから画像を生成するポジトロンＣＴ装置であって、
リング状に配列された検出器を前記被検体の軸方向に平行な方向に複数並置された前記ガンマ線の第一の放射線検出手段と、
前記軸と直交する平面に検出器を二次元状に配列した前記ガンマ線の第二の放射線検出手段と、
前記第一の放射線検出手段及び前記第二の放射線検出手段の各検出器の出力データで同時計数とされるペアを検出する同時計数手段と、
前記同時計数手段で得た出力データのペアに基づき、検出器のガンマ線入射位置を結んだ軌跡を通る各ボクセルにその軌跡を投影方向とするガンマ線の投影データを逆投影処理することで、前記被検体内の前記放射性同位元素の濃度分布である前記三次元画像を再構成する再構成手段と、
を備えること、
を特徴とするポジトロンＣＴ装置。
【請求項２】
前記再構成手段は、前記第一の放射線検出手段の一対の検出器の位置を結んだ軌跡と、前記第一の放射線検出手段の検出器と前記第二の放射線検出手段の検出器の位置を結んだ軌跡とを加えた、一つの三次元投影データを生成し、この三次元投影データを逆投影処理することにより前記三次元画像を求めること、
を特徴とする請求項１記載のポジトロンＣＴ装置。
【請求項３】
前記第二の放射線検出手段は、前記被検体の頭頂部側の予め決められた箇所に配置されていること、
を特徴とする請求項１又は２記載のポジトロンＣＴ装置。
【請求項１】
被検体内の放射性同位元素から放出されるガンマ線の検出に基づく投影データから画像を生成するポジトロンＣＴ装置であって、
リング状に配列された検出器を前記被検体の軸方向に平行な方向に複数並置された前記ガンマ線の第一の放射線検出手段と、
前記軸と直交する平面に検出器を二次元状に配列した前記ガンマ線の第二の放射線検出手段と、
前記第一の放射線検出手段及び前記第二の放射線検出手段の各検出器の出力データで同時計数とされるペアを検出する同時計数手段と、
前記同時計数手段で得た出力データのペアに基づき、検出器のガンマ線入射位置を結んだ軌跡を通る各ボクセルにその軌跡を投影方向とするガンマ線の投影データを逆投影処理することで、前記被検体内の前記放射性同位元素の濃度分布である前記三次元画像を再構成する再構成手段と、
を備えること、
を特徴とするポジトロンＣＴ装置。
【請求項２】
前記再構成手段は、前記第一の放射線検出手段の一対の検出器の位置を結んだ軌跡と、前記第一の放射線検出手段の検出器と前記第二の放射線検出手段の検出器の位置を結んだ軌跡とを加えた、一つの三次元投影データを生成し、この三次元投影データを逆投影処理することにより前記三次元画像を求めること、
を特徴とする請求項１記載のポジトロンＣＴ装置。
【請求項３】
前記第二の放射線検出手段は、前記被検体の頭頂部側の予め決められた箇所に配置されていること、
を特徴とする請求項１又は２記載のポジトロンＣＴ装置。
【図１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図２】
【図３】
【図４】
【公開番号】特開２０１０−１９７１４０（Ｐ２０１０−１９７１４０Ａ）
【公開日】平成２２年９月９日（２０１０．９．９）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２００９−４０６５９（Ｐ２００９−４０６５９）
【出願日】平成２１年２月２４日（２００９．２．２４）
【出願人】（０００００３０７８）株式会社東芝 (54,554)
【出願人】（５９４１６４５４２）東芝メディカルシステムズ株式会社 (4,066)
【出願人】（５９４１６４５３１）東芝医用システムエンジニアリング株式会社 (892)
【Ｆターム（参考）】
【公開日】平成２２年９月９日（２０１０．９．９）
【国際特許分類】
【出願日】平成２１年２月２４日（２００９．２．２４）
【出願人】（０００００３０７８）株式会社東芝 (54,554)
【出願人】（５９４１６４５４２）東芝メディカルシステムズ株式会社 (4,066)
【出願人】（５９４１６４５３１）東芝医用システムエンジニアリング株式会社 (892)
【Ｆターム（参考）】
[ Back to top ]