JP3904220B1

JP3904220B1 - Positron emission tomography apparatus and transmission imaging control method thereof

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Publication number: JP3904220B1
Application number: JP2005288848A
Authority: JP
Inventors: 和喜松崎; 保夫高草; 啓司小橋; 裕一森本; 雄一郎上野
Original assignee: Hitachi Ltd
Current assignee: Hitachi Ltd
Priority date: 2005-09-30
Filing date: 2005-09-30
Publication date: 2007-04-11
Anticipated expiration: 2025-09-30
Also published as: JP2007101255A

Abstract

【課題】点線源を用いて短時間に目的領域を撮像するとともに、無用な被ばくを防ぐことを可能にする頭部用ＰＥＴ装置を提供する。
【解決手段】ＰＥＴ装置１００のガントリ１は、検出器リング２、線源ハウジング３、外部線源４、回転ギア５、回転駆動装置６、直進駆動装置７、線源遮蔽体８および線源ハウジング支持棒９を備える。トランスミッション撮像の開始にあたって、線源ハウジング３および外部線源４は、直進駆動装置７によって被検診者１０の肩に近い側の検出器リング２の端まで直進し、その後、線源ハウジング支持棒９は、回転ギア５に渡される。回転駆動装置６は、回転ギア５を回転させて、線源ハウジング支持棒９、線源ハウジング３および外部線源４を被検診者１０の周囲を回転させる。線源ハウジング３の刳り貫かれた部分の、４つの面によって、検出器リング２の撮像領域および検出器領域の重なる範囲内の方向に、外部線源４からのγ線が照射される。
【選択図】図１PROBLEM TO BE SOLVED: To provide a PET device for a head that makes it possible to image a target area in a short time using a point source and prevent unnecessary exposure.
A gantry 1 of a PET apparatus 100 includes a detector ring 2, a radiation source housing 3, an external radiation source 4, a rotation gear 5, a rotation driving device 6, a rectilinear driving device 7, a radiation source shield 8 and a radiation source housing. A support bar 9 is provided. At the start of transmission imaging, the radiation source housing 3 and the external radiation source 4 go straight to the end of the detector ring 2 on the side close to the shoulder of the examinee 10 by the straight drive 7, and then the radiation source housing support rod 9. Is passed to the rotating gear 5. The rotation drive device 6 rotates the rotation gear 5 to rotate the radiation source housing support rod 9, the radiation source housing 3, and the external radiation source 4 around the examinee 10. The γ rays from the external source 4 are irradiated in the direction in which the imaging region of the detector ring 2 and the detector region overlap with each other through the four surfaces of the portion of the source housing 3 that is penetrated.
[Selection] Figure 1

Description

本発明は、頭部用の陽電子放出型断層撮影装置（以下、頭部用ＰＥＴ（Positron Emission Tomography）装置という）のデータ収集機構に係り、特にトランスミッションデータを計測するのに好適な線源機構に関する。 The present invention relates to a data collection mechanism of a head positron emission tomography apparatus (hereinafter referred to as a head PET (Positron Emission Tomography) apparatus), and more particularly to a radiation source mechanism suitable for measuring transmission data. .

ＰＥＴ装置は、放射線検出器リングと外部線源を備えている。ＰＥＴ装置を用いた検査においては、被検体である被検診者にポジトロン放射性薬剤（以下、ＰＥＴ薬剤という）を投与し、その被検体の内部から放射されるγ線のデータ（以下、エミッションデータという）を同時計数して収集するエミッションスキャンおよび外部線源を用いた吸収補正データ（以下、トランスミッションデータという）を収集するトランスミッションスキャンが行われる。 The PET apparatus includes a radiation detector ring and an external radiation source. In an examination using a PET apparatus, positron radiopharmaceutical (hereinafter referred to as PET drug) is administered to a subject to be examined, and γ-ray data (hereinafter referred to as emission data) emitted from the inside of the subject. ) And a transmission scan for collecting absorption correction data (hereinafter referred to as transmission data) using an external radiation source.

放射性フッ素１８（^１８Ｆ）標識フルオロデオキシグルコース（以下、ＦＤＧと略称する）を投与して行うＰＥＴ装置による検査（以下、ＦＤＧ検査という）においては、通常被検体にＦＤＧが投与されてから、検査部位へのＦＤＧの十分な取り込みが期待できる約３０〜６０分の時間が経過した後に、外部線源を被検体の周囲に回転させることによるトランスミッションデータの収集、さらに５１１ｋｅＶのガンマ線（以下、γ線という）の同時計数によるエミッションデータの収集が、それぞれ被検体撮像領域に対して行われる。 In an inspection using a PET apparatus (hereinafter referred to as an FDG test) performed by administering radioactive fluorine 18 ( ¹⁸ F) -labeled fluorodeoxyglucose (hereinafter abbreviated as FDG), the test is usually performed after FDG is administered to a subject. After a time of about 30 to 60 minutes when sufficient FDG uptake into the site can be expected, transmission data is collected by rotating an external radiation source around the subject, and 511 keV gamma rays (hereinafter referred to as γ rays). Emission data is collected for each subject imaging region.

エミッションスキャンには、検出器と検出器の間にセプタを設けて撮像する２次元撮像と、セプタを設けない３次元撮像とがある。２次元撮像では、セプタの存在によりガントリ軸方向の検出感度が均一となり、かつ散乱線の影響を抑制できるが、ガントリ全体としての感度が低く、データの収集が長時間になってしまう。一方、３次元撮像では、ガントリ軸方向に感度の分布が生じることや、散乱線やランダムコインシデンス（偶発同時計数）によるノイズが混入しやすいなどの課題はあるものの、ガントリ全体では感度が高いためデータの収集時間が短くてすむ。このため、スループット向上の要求から、３次元撮像が近年主流となってきている。なお、通常のＰＥＴ装置のガントリ長では、被検体全身のデータを一度に収集することはできないため、ＰＥＴ装置のガントリまたは寝台（ベッド）を移動し、撮像範囲を重ねながら数回に分けて撮像される。 The emission scan includes two-dimensional imaging in which a septa is provided between the detectors and imaging, and three-dimensional imaging in which no septa is provided. In two-dimensional imaging, the detection sensitivity in the gantry axis direction becomes uniform and the influence of scattered radiation can be suppressed due to the presence of the septa, but the sensitivity of the entire gantry is low, and data collection takes a long time. On the other hand, in 3D imaging, although there are problems such as the distribution of sensitivity in the gantry axis direction and the possibility of noise contamination due to scattered radiation and random coincidence (accidental coincidence), the entire gantry has high sensitivity, so data Collection time is short. For this reason, three-dimensional imaging has become the mainstream in recent years due to the demand for improved throughput. In addition, since the data of the whole body of the subject cannot be collected at once with the normal gantry length of the PET apparatus, the gantry or bed (bed) of the PET apparatus is moved and imaged in several times while overlapping the imaging range. Is done.

トランスミッションデータの収集で用いられる外部線源として、一般的に^６８Ｇｅ−^６８Ｇａや^１３７Ｃｓなどが用いられている。ポジトロン核種である^６８Ｇｅ−^６８Ｇａの場合、ガントリ体軸方向に配置した棒状線源が一般に用いられる。棒状線源は、５１１ｋｅＶのエネルギを持つγ線対を放射するため、ＰＥＴ装置では、このγ線対を同時計数し、その検出器間の吸収補正データを収集する。棒状線源を回転することで、体軸方向視野内の全断面の補正に必要なデータを一度に取得することができる。この技術は、例えば、非特許文献１に記載されている。 Generally, ⁶⁸ Ge- ⁶⁸ Ga, ¹³⁷ Cs, or the like is used as an external radiation source used for transmission data collection. In the case of ⁶⁸ Ge- ⁶⁸ Ga which is a positron nuclide, a rod-shaped radiation source arranged in the gantry axis direction is generally used. Since the rod-shaped radiation source emits gamma ray pairs having energy of 511 keV, the PET apparatus simultaneously counts the gamma ray pairs and collects absorption correction data between the detectors. By rotating the rod-shaped radiation source, data necessary for correcting all cross sections in the field of view in the body axis direction can be acquired at once. This technique is described in Non-Patent Document 1, for example.

ＦＤＧを用いた全身データ収集の他に、ＦＤＧを用いた脳機能検査があり、アルツハイマー病の診断などのための利用が期待されている。全身のデータ収集を行うためにはガントリ内に全身が入らなければならないため、ガントリ開口径は６００ｍｍ〜７００ｍｍ程度であり、検出器リング径は８００ｍｍ〜９００ｍｍ程度である。したがって、全身用のＰＥＴ装置を用いた脳機能診断を行うと、リング径に対して頭部が小さいため、細部を画像化することはできない。そこで、頭部を専用に診断する頭部用ＰＥＴ装置が提案されている。頭部用ＰＥＴ装置は、ガントリ開口径は頭部が入る３００ｍｍ程度であり、検出器リング径は４００ｍｍ程度であり、詳細な薬剤の分布を画像化できる。
特表２００２−５１２３７４号公報特表２００２−５１２３７５号公報特開２０００−２８４０５１号公報 “The Journal of Nuclear Medicine”, Vol.44, No.2, p.291-315, February 2003 In addition to whole body data collection using FDG, there is a brain function test using FDG, which is expected to be used for diagnosis of Alzheimer's disease and the like. In order to collect the whole body data, the whole body must enter the gantry, so the gantry opening diameter is about 600 mm to 700 mm, and the detector ring diameter is about 800 mm to 900 mm. Therefore, when brain function diagnosis using a whole-body PET apparatus is performed, details cannot be imaged because the head is small relative to the ring diameter. Therefore, a head PET apparatus for diagnosing the head exclusively has been proposed. The PET device for the head has a gantry opening diameter of about 300 mm into which the head enters and a detector ring diameter of about 400 mm, so that a detailed drug distribution can be imaged.
Japanese translation of PCT publication No. 2002-512374 Japanese translation of PCT publication No. 2002-512375 JP 2000-284051 A “The Journal of Nuclear Medicine”, Vol.44, No.2, p.291-315, February 2003

前記したように、頭部用ＰＥＴ装置においてトランスミッション線源に^６８Ｇｅ‐^６８Ｇａポジトロン核種による棒状線源を用いた場合、体軸方向の視野が広いという利点がある。ところが、線源から放射されるγ線のエネルギと、被検体に投与したＰＥＴ薬剤から放射されるγ線のエネルギとが共に５１１ｋｅＶであるため、被検体にＰＥＴ薬剤を投与した後トランスミッションデータの収集を行うポストインジェクション撮像の場合、お互いのデータへの混入によるノイズが多くなる。ノイズの少ないデータを得るためには、線源強度を上げるか、収集時間を長くすることが考えられる。しかしながら、^６８Ｇｅ‐^６８Ｇａ棒状線源では、線源に近い検出器で計数率に限界があることから、上げられる線源強度が制限されてしまう。このことは、例えば、非特許文献１に記載されている。また、^６８Ｇｅ−^６８Ｇａ線源は半減期の制約から１年程度で交換の必要がある。 As described above, when a rod-shaped radiation source using ⁶⁸ Ge- ⁶⁸ Ga positron nuclide is used as a transmission radiation source in the head PET apparatus, there is an advantage that the field of view in the body axis direction is wide. However, since the energy of γ rays emitted from the radiation source and the energy of γ rays emitted from the PET drug administered to the subject are both 511 keV, transmission data is collected after the PET drug is administered to the subject. In the case of post-injection imaging that performs the above, noise due to mixing into each other's data increases. In order to obtain data with less noise, it is conceivable to increase the source intensity or lengthen the acquisition time. However, in the ⁶⁸ Ge- ⁶⁸ Ga rod-shaped radiation source, since the count rate is limited by a detector close to the radiation source, the intensity of the radiation source to be raised is limited. This is described in Non-Patent Document 1, for example. In addition, the ⁶⁸ Ge- ⁶⁸ Ga radiation source needs to be replaced in about one year due to a half-life limitation.

そこで、単光子放出核種である^１３７Ｃｓをトランスミッション線源として用いることが提案されている。その線源は、放出位置を特定する必要により幾何形状的には点線源となる。その点線源の周りを遮蔽して円錐形に照射範囲を限定し、放射したγ線を検出した検出器位置と、線源位置とからその間の吸収率を得る。^１３７Ｃｓから放射されるγ線のエネルギは６６２ｋｅＶであるため、ＰＥＴ薬剤からのγ線と区別することができ、お互いのデータへの混入が少ない。また、点線源では、遮蔽により照射範囲を限定するため線源強度を上げることが可能であり、ノイズの少ないデータを取得できる。さらに、^１３７Ｃｓ線源は半減期が３０年程度と長く、装置の寿命期間中交換の必要がないため、近年広く好まれるようになってきている。 Therefore, it has been proposed to use ¹³⁷ Cs, which is a single-photon emission nuclide, as a transmission radiation source. The source is geometrically a point source if necessary to identify the emission location. The area around the point source is shielded to limit the irradiation range to a conical shape, and the absorption rate between the detector position where the emitted γ-ray is detected and the source position is obtained. ^Since the energy of γ-rays radiated from ¹³⁷ Cs is 662 keV, it can be distinguished from γ-rays from PET drugs, and there is little mixing in each other's data. In the point source, the irradiation range is limited by shielding, so that the source intensity can be increased and data with less noise can be acquired. Furthermore, since the ¹³⁷ Cs radiation source has a long half-life of about 30 years and does not need to be replaced during the lifetime of the apparatus, it has recently become widely preferred.

また、従来の点線源を用いたトランスミッション撮像法は、点線源を検出器リング体軸方向中心に配置し、被検体の周囲を回転させていた。 Further, in the conventional transmission imaging method using a point source, the point source is disposed at the center of the detector ring body axis and rotated around the subject.

しかしながら、逆に点線源から照射するため、ガントリ内の体軸方向の視野は限られるので、ガントリまたは寝台の移動の際、撮像範囲が重なるように撮像していく必要がある。 However, since irradiation is performed from a point source, the field of view in the body axis direction in the gantry is limited, and therefore it is necessary to capture images so that the imaging ranges overlap when the gantry or bed is moved.

さらに、頭部用ＰＥＴ装置において点線源を用いたトランスミッション撮像を行うとき、次の問題が発生する。前記したように、頭部用ＰＥＴ装置でのガントリ開口径は３００〜３５０ｍｍ程度であるが、被検体が成人の場合、肩幅は４００ｍｍ以上あるため、被検体の肩がガントリの端部に当たってガントリ内に被検体を完全に挿入することができない。したがって、頭頚部の撮像ができなくなってしまうという問題が生じる。 Furthermore, the following problems occur when performing transmission imaging using a point source in the head PET apparatus. As described above, the gantry opening diameter in the head PET apparatus is about 300 to 350 mm. However, when the subject is an adult, the shoulder width is 400 mm or more, so the shoulder of the subject hits the end of the gantry and the inside of the gantry. It is not possible to completely insert the subject. Therefore, there arises a problem that the head and neck cannot be imaged.

そこで、本発明は、点線源を用いて短時間に目的領域をトランスミッション撮像するとともに、無用な被ばくを防ぐことを可能にする頭部用ＰＥＴ装置を提供することを目的とする。 Therefore, an object of the present invention is to provide a head-use PET apparatus that can perform transmission imaging of a target area in a short time using a point source and prevent unnecessary exposure.

前記課題を解決する本発明は、被検体を載せる寝台と、放射線を発生させる放射線発生手段と、放射線発生手段から発生した放射線を検出する放射線検出器を環状に複数配列した放射線検出器環状体と、放射線発生手段を保持し、放射線検出器環状体に沿って回転させる回転手段とを備える陽電子放出型断層撮影装置であって、放射線発生手段が、ビームを放射する点状の単光子放出核種と、前記単光子放出核種を格納し、ビームが放射線検出器環状体を見込む形状となるように放射線放出口が形成されたハウジングと、を備え、トランスミッション撮像時に、回転手段は、放射線検出器環状体の被検体挿入側の端部において放射線検出器環状体の周方向に放射線発生手段を回転させる、ことを特徴とする。 The present invention that solves the above problems includes a bed on which a subject is placed, radiation generating means for generating radiation, and a radiation detector annular body in which a plurality of radiation detectors for detecting radiation generated from the radiation generating means are arranged in a ring shape. A positron emission tomography apparatus having a rotating means for holding the radiation generating means and rotating along the radiation detector ring, wherein the radiation generating means emits a beam of a point-like single photon emission nuclide; A housing in which the single-photon emission nuclide is stored and a radiation emission port is formed so that the beam is shaped to look into the radiation detector annular body. The radiation generating means is rotated in the circumferential direction of the radiation detector annular body at the end of the subject insertion side.

また、本発明は、陽電子放出型断層撮影装置であって、ハウジングの放射線放出口が、ビームが放射線検出器環状体の撮像領域からはみ出さないようにビームの放射方向を限定する、一対の対向する略平面状の第１の面および第２の面と、ビームが放射線検出器環状体の検出器領域からはみ出さないようにビームの放射方向を限定する、被検体挿入側に設けられた略平面状の第３の面と、ビームが放射線検出器環状体の検出器領域からはみ出さないようにビームの放射方向を限定する、被検体挿入側の反対側に設けられた曲面状の第４の面と、を備えることを特徴とする。なお、本発明は、他の陽電子放出型断層撮影装置および陽電子放出型断層撮影装置におけるトランスミッション撮像の制御方法を含む。 The present invention is also a positron emission tomography apparatus, wherein the radiation emission port of the housing limits the radiation direction of the beam so that the beam does not protrude from the imaging region of the radiation detector annular body. A substantially planar first surface and a second surface, and an approximately provided on the subject insertion side that limits the radiation direction of the beam so that the beam does not protrude from the detector region of the radiation detector annular body. A flat third surface and a fourth curved surface provided on the opposite side of the subject insertion side that limit the radiation direction of the beam so that the beam does not protrude from the detector region of the radiation detector annular body. It is characterized by providing these surfaces. The present invention includes another positron emission tomography apparatus and a transmission imaging control method in the positron emission tomography apparatus.

本発明によれば、頭部用ＰＥＴ装置において、点線源を用いて短時間に目的領域をトランスミッション撮像できるとともに、無用な被ばくを防ぐことができる。 ADVANTAGE OF THE INVENTION According to this invention, in the PET apparatus for heads, transmission imaging of the target area can be performed in a short time using a point source, and unnecessary exposure can be prevented.

以下、本発明を実施するための最良の形態について図面を参照して詳細に説明する。 Hereinafter, the best mode for carrying out the present invention will be described in detail with reference to the drawings.

≪装置の構成と概要≫
図１を用いて、本発明の好適な一実施形態である頭部用ＰＥＴ装置を説明する。本実施形態では、頭部用のＰＥＴ装置１００として、点光子放出核種である^１３７Ｃｓ（セシウム１３７）を用いた外部線源を備えるＰＥＴ装置を例にとって説明する。なお、本実施形態に係る放射線検出器は、放射線検出を一旦光に変換しその後電気信号に変換するシンチレーション検出器を用いた構成であってもよいし、検出器信号を直接電気信号に変換する半導体検出器を用いた構成であってもよい。 ≪Device configuration and overview≫
A head PET apparatus, which is a preferred embodiment of the present invention, will be described with reference to FIG. In the present embodiment, a PET apparatus including an external radiation source using ¹³⁷ Cs (cesium 137) which is a point photon emission nuclide will be described as an example of the head PET apparatus 100. The radiation detector according to the present embodiment may have a configuration using a scintillation detector that converts radiation detection into light and then converts it into an electrical signal, or directly converts the detector signal into an electrical signal. A configuration using a semiconductor detector may also be used.

ＰＥＴ装置１００に設けられたガントリ１（撮像装置）は、その内部に、検出器リング（放射線検出器環状体）２、放射線遮蔽体である線源ハウジング３、外部線源（単光子放出核種）４、回転ギア５、回転駆動装置６、直進駆動装置７、線源遮蔽体８および線源ハウジング支持棒９を備える。ガントリ１は、孔部（貫通部）１３を有する略筒状の形状をしており、検出器リング２は、孔部１３の周囲および体軸方向に複数配置されている。図１（ｂ）に示すように、回転ギア５は、検出器リング２と同じ中心軸を持ち、検出器リング２の被検診者１０挿入側と反対側に設置される。回転駆動装置６は、回転ギア５を回転させるモータであり、中心軸からみて回転ギア５より遠い側に設置される。図１（ｂ）では、回転駆動装置６が回転ギア５の下側にあるように示されているが、これに限定されるものではない。直進駆動装置７は、回転ギア５を挟んで検出器リング２と反対側に設置される。線源遮蔽体８は、回転ギア５を挟んで検出器リング２と反対側に設置されるが、線源ハウジング３が格納されたときに外部線源４からの放射線を遮蔽可能なように、直進駆動装置７より回転ギア５に近い側に設置される。 A gantry 1 (imaging device) provided in the PET apparatus 100 includes a detector ring (radiation detector annular body) 2, a radiation source housing 3 as a radiation shield, and an external radiation source (single photon emission nuclide). 4, a rotation gear 5, a rotation drive device 6, a straight drive device 7, a radiation source shield 8, and a radiation source housing support rod 9. The gantry 1 has a substantially cylindrical shape having a hole (penetrating part) 13, and a plurality of detector rings 2 are arranged around the hole 13 and in the body axis direction. As shown in FIG. 1B, the rotation gear 5 has the same central axis as the detector ring 2 and is installed on the opposite side of the detector ring 2 from the insertion side of the examinee 10. The rotation drive device 6 is a motor that rotates the rotation gear 5, and is installed on a side farther from the rotation gear 5 when viewed from the central axis. In FIG. 1B, the rotary drive device 6 is shown as being below the rotary gear 5, but the invention is not limited to this. The rectilinear drive device 7 is installed on the opposite side of the detector ring 2 with the rotation gear 5 interposed therebetween. The radiation source shield 8 is installed on the opposite side of the detector ring 2 with the rotation gear 5 interposed therebetween, so that the radiation from the external radiation source 4 can be shielded when the radiation source housing 3 is stored. Installed closer to the rotary gear 5 than the linear drive device 7.

被検診者（被検体）１０は、寝台１１に横たわった状態で、寝台駆動装置１２が寝台１１を移動させることにより、孔部１３内を体軸方向に移動可能である。外部線源４の格納のときには、線源ハウジング３、外部線源４および線源ハウジング支持棒９が、直進駆動装置７に保持され、線源遮蔽体８によりガントリ１の外部に外部線源４からの放射線が漏れないよう遮蔽されている。外部線源４の出庫のときには、線源ハウジング３および外部線源４が、線源ハウジング支持棒９とともに、直進駆動装置７によりガントリ１の軸方向に移動し、回転ギア５に保持され、回転駆動装置６により回転する。このように線源ハウジング３を固定するのではなく、出庫、格納するのは、患部に集まったＰＥＴ薬剤から放出されるγ線を検出するエミッション撮像を行う場合には、線源ハウジング３が散乱体となって撮像に悪影響を及ぼしてしまうため、トランスミッション撮像の場合には線源ハウジング３を出庫し、それ以外の場合には格納するものである。 The examinee (subject) 10 can move in the body axis direction in the hole 13 by the bed driving device 12 moving the bed 11 while lying on the bed 11. When storing the external radiation source 4, the radiation source housing 3, the external radiation source 4, and the radiation source housing support rod 9 are held by the linear drive device 7, and the external radiation source 4 is placed outside the gantry 1 by the radiation source shield 8. Shielded from leaking radiation from When the external radiation source 4 is delivered, the radiation source housing 3 and the external radiation source 4 are moved together with the radiation source housing support rod 9 in the axial direction of the gantry 1 by the linear drive device 7 and are held by the rotating gear 5 and rotated. It is rotated by the drive device 6. Rather than fixing the radiation source housing 3 in this manner, the delivery and storage are performed because the radiation source housing 3 scatters when performing emission imaging to detect γ rays emitted from the PET drug collected at the affected area. Since it becomes a body and adversely affects imaging, the radiation source housing 3 is unloaded in the case of transmission imaging, and is stored in other cases.

なお、線源ハウジング３および外部線源４を併せて、放射線発生手段または放射線発生装置という。また、回転ギア５、回転駆動装置６および線源ハウジング支持棒９を併せて、回転手段という。また、直進駆動装置７および線源ハウジング支持棒９を併せて、移動手段という。 The radiation source housing 3 and the external radiation source 4 are collectively referred to as radiation generation means or radiation generation apparatus. The rotation gear 5, the rotation drive device 6, and the radiation source housing support rod 9 are collectively referred to as rotation means. The linear drive device 7 and the radiation source housing support rod 9 are collectively referred to as moving means.

図１に示すように、線源ハウジング３は、トランスミッション用の外部線源（例えば、^１３７Ｃｓの点線源など）４を内部に備えている。本実施形態では、線源ハウジング３は、図２に示すような形状をしており、その形状は、外部線源４の位置、撮像領域および検出器リング２の形状によって決まる。なお、外部線源４は、必ずしも点線源でなくてもよく、略点状であればよい。以下、図２を参照して、線源ハウジング３および外部線源４について詳細に説明する。 As shown in FIG. 1, the radiation source housing 3 includes an external radiation source 4 (for example, a ¹³⁷ Cs point radiation source) 4 for transmission. In the present embodiment, the radiation source housing 3 has a shape as shown in FIG. 2, and the shape is determined by the position of the external radiation source 4, the imaging region, and the shape of the detector ring 2. Note that the external radiation source 4 does not necessarily have to be a point radiation source, and may be a substantially point shape. Hereinafter, the radiation source housing 3 and the external radiation source 4 will be described in detail with reference to FIG.

図２（ａ）は、線源ハウジング３の側面図を示し、図２（ｂ）は、線源ハウジング３の平面図を示す。線源ハウジング３は、円柱体であり、この円柱体の一部を刳り貫いた形状のγ線放出口（放射線放出口）２０を有する。γ線放出口２０は、４つの面Ｐ１（第１の面）、Ｐ２（第２の面）、Ｐ３（第３の面）およびＰ４（第４の面）を有する。そして、線源ハウジング３内でその４つの面の起点部に外部線源４が設置される。γ線は、外部線源４から放出され、４つの面Ｐ１、Ｐ２、Ｐ３およびＰ４によって限定される方向の範囲内に放射される。γ線放出口２０以外へ放出されるγ線は、線源ハウジング３によって遮蔽される。なお、γ線放出口２０が形成された線源ハウジング３の形状は必ずしも円柱体である必要はなく、直方体その他の形状であってもよい。また、線源ハウジング３は複数の部材によって構成してもよい。 FIG. 2A shows a side view of the radiation source housing 3, and FIG. 2B shows a plan view of the radiation source housing 3. The radiation source housing 3 is a cylindrical body, and has a γ-ray emission port (radiation emission port) 20 having a shape that penetrates a part of the cylindrical body. The γ-ray emission port 20 has four surfaces P1 (first surface), P2 (second surface), P3 (third surface), and P4 (fourth surface). Then, the external radiation source 4 is installed at the starting point of the four surfaces in the radiation source housing 3. Gamma rays are emitted from the external source 4 and emitted within a range of directions defined by the four planes P1, P2, P3 and P4. The γ rays emitted to other than the γ ray emission port 20 are shielded by the radiation source housing 3. Note that the shape of the radiation source housing 3 in which the γ-ray emission port 20 is formed is not necessarily a cylindrical body, and may be a rectangular parallelepiped or other shapes. Further, the radiation source housing 3 may be constituted by a plurality of members.

面Ｐ１およびＰ２は、図１（ａ）に示すガントリ１の孔部（計測空間部）１３の外側（孔部１３を通過しない方向）にγ線が漏れないようにするために、略平面状に設けられる。これによれば、孔部１３（撮像領域）以外の空間、すなわち、撮像対象が存在し得ないところにγ線を放射しても、有効なデータが取得されないので無意味であるばかりでなく、無用なデータの検出のために検出系の負荷を無用に高めることは無駄なため、そのようなγ線の放射を抑止することができる。 The surfaces P1 and P2 are substantially planar in order to prevent γ rays from leaking outside (in a direction not passing through the hole 13) of the hole (measurement space) 13 of the gantry 1 shown in FIG. Provided. According to this, not only is it meaningless because effective data is not acquired even if γ rays are emitted in a space other than the hole 13 (imaging region), that is, where an imaging target cannot exist, Since it is useless to increase the load of the detection system for detecting unnecessary data, it is possible to suppress such γ-ray emission.

面Ｐ３は、線源ハウジング３が検出器リング２の被検診者１０挿入側端部に位置するとき、ガントリ１の軸方向において、検出器リング２の被検診者１０の挿入側端より外側にγ線が漏れないようにするために、略平面状に形成される。面Ｐ３は、外部線源４と、検出器リング２の被検診者１０挿入側の端部の内周円とを結ぶ斜円錐の側面の一部に略一致する。また、面Ｐ４は、線源ハウジング３が検出器リング２の被検診者１０挿入側端部に位置するとき、ガントリ１の軸方向において、検出器リング２より回転ギア５側にγ線が漏れないようにするために、曲面状に形成される。面Ｐ４は、外部線源４と、検出器リング２の被検診者１０挿入側端の反対側の端部の内周円とを結ぶ斜円錐の側面の一部に略一致する（図３参照）。これによれば、検出器リング２（検出器領域）のないところにγ線を放射しても、検出されないので無駄であり、また、その場合無用な被ばくの可能性が発生することから、そのようなγ線の放射を抑止することができる。ガントリ１の端部に位置する外部線源４からγ線を放出する本実施形態を用いない場合、この効果は得られない。［発明が解決しようとする課題］に記載した肩が当たる課題を解決するために、例えばガントリ１の中央や端部に外部線源４が軸方向の位置を変えて照射する場合、いずれの位置においても有効なデータを取得するためには、本実施形態の線源ハウジング３のように無効な被ばくを抑制する形状を用いることはできない。 When the radiation source housing 3 is located at the insertion side end of the examinee 10 of the detector ring 2, the surface P <b> 3 is outside the insertion side end of the examinee 10 of the detector ring 2 in the axial direction of the gantry 1. In order to prevent leakage of γ rays, it is formed in a substantially flat shape. The surface P3 substantially coincides with a part of the side surface of the oblique cone that connects the external radiation source 4 and the inner circumference of the end of the detector ring 2 on the insertion side of the examinee 10. Further, the surface P4 is such that when the radiation source housing 3 is located at the end of the detector ring 2 on the insertion side of the examinee 10, γ rays leak from the detector ring 2 to the rotating gear 5 side in the axial direction of the gantry 1. In order not to be, it is formed in a curved surface shape. The surface P4 substantially coincides with a part of the side surface of the oblique cone connecting the external radiation source 4 and the inner circumference of the end of the detector ring 2 opposite to the insertion side end of the examinee 10 (see FIG. 3). ). According to this, even if γ-rays are emitted to a place without the detector ring 2 (detector region), it is not detected because it is not detected, and in that case, there is a possibility of unnecessary exposure. Such γ-ray emission can be suppressed. This effect cannot be obtained when this embodiment in which γ rays are emitted from the external radiation source 4 located at the end of the gantry 1 is not used. In order to solve the problem with which the shoulder hits described in [Problems to be Solved by the Invention], for example, when the external radiation source 4 irradiates the gantry 1 at the center or the end while changing the position in the axial direction, any position In order to acquire valid data, the shape that suppresses invalid exposure cannot be used as in the radiation source housing 3 of the present embodiment.

≪トランスミッション撮像およびエミッション撮像の方法≫
以下に、本実施形態におけるトランスミッション撮像およびエミッション撮像の方法について説明する。本実施形態では、被検診者１０の頭部検査のスタティック撮像を例にとり、トランスミッション撮像およびエミッション撮像を連続して実施するポストインジェクション法を採用した場合について説明する（適宜図１参照）。 ≪Transmission imaging and emission imaging methods≫
Hereinafter, transmission imaging and emission imaging methods in the present embodiment will be described. In the present embodiment, a case where a post-injection method in which transmission imaging and emission imaging are continuously performed will be described by taking static imaging of the head examination of the examinee 10 as an example (see FIG. 1 as appropriate).

ＰＥＴ検査を行う前に、予め注射によりＰＥＴ用薬剤（例えば、ＦＤＧ）を被検体である被検診者１０に投与する。被検診者１０に投与したＰＥＴ用薬剤が体内に拡散し、検査部位である脳へ取り込まれて集積するまでの所要時間（約３０〜６０分）、被検診者１０を待機させる。その後、被検診者１０を寝台１１に寝かせる。 Before conducting the PET examination, a PET drug (for example, FDG) is preliminarily administered to the subject to be examined 10 by injection. The examinee 10 is put on standby for a required time (about 30 to 60 minutes) until the PET drug administered to the examinee 10 diffuses into the body and is taken into and accumulated in the brain as the examination site. Thereafter, the examinee 10 is laid on the bed 11.

ＰＥＴ装置１００によるトランスミッション撮像を開始する際、オペレータは、オペレータコンソール（図示せず）に設けられたボタンを操作して、撮像開始の指示を行う。そのボタン操作をトリガにして、検査開始信号が統括制御部（図示せず）に出力される。検査開始信号を入力した統括制御部は、被検診者１０の検査対象範囲に関する情報および寝台移動開始信号を寝台移動制御部（図示せず）に出力する。寝台移動開始信号を入力した寝台移動制御部は、入力した情報に基づいて寝台駆動装置１２に指示を出すことによって、被検診者１０の検査対象である脳がＰＥＴ装置１００のγ線検出領域に入るように寝台１１を移動させる。このとき、被検診者１０の肩がガントリ１に接触することのない限界まで寝台１１を移動させるようにしてもよい。この状態で、トランスミッション撮像が開始される。 When transmission imaging by the PET apparatus 100 is started, the operator operates a button provided on an operator console (not shown) to give an instruction to start imaging. Using the button operation as a trigger, an inspection start signal is output to the overall control unit (not shown). The overall control unit that has input the examination start signal outputs information related to the examination target range of the examinee 10 and the bed movement start signal to the bed movement control unit (not shown). The bed movement control unit that has input the bed movement start signal issues an instruction to the bed driving device 12 based on the input information, so that the brain to be examined by the examinee 10 enters the γ-ray detection region of the PET apparatus 100. The bed 11 is moved to enter. At this time, the bed 11 may be moved to a limit where the shoulder of the examinee 10 does not contact the gantry 1. In this state, transmission imaging is started.

＜トランスミッション撮像＞
トランスミッション撮像の開始にあたって、まず、線源ハウジング３および外部線源４は、直進駆動装置７によって線源ハウジング支持棒９とともに被検診者１０の肩に近い側の検出器リング２の端（端部）まで直進し、その後、線源ハウジング支持棒９は、回転ギア５に渡される。回転駆動装置６は、回転ギア５を回転させることによって、線源ハウジング支持棒９、線源ハウジング３および外部線源４を被検診者１０の周囲に回転させる。外部線源４の回転位置は、回転駆動装置３の回転数と回転ギア５の回転量との関係を予め求めておき、回転駆動装置３から出力される回転数を示す信号から求められる。また、体軸方向のガントリ１内位置は一定であるため、その位置情報を用いる。 <Transmission imaging>
In starting transmission imaging, first, the radiation source housing 3 and the external radiation source 4 are moved by the linear drive device 7 together with the radiation source housing support rod 9 to the end of the detector ring 2 on the side close to the shoulder of the examinee 10 (end portion). ) And then the source housing support rod 9 is passed to the rotating gear 5. The rotation drive device 6 rotates the rotation gear 5 to rotate the radiation source housing support rod 9, the radiation source housing 3, and the external radiation source 4 around the examinee 10. The rotational position of the external radiation source 4 is obtained from a signal indicating the rotational speed output from the rotational driving device 3 by previously obtaining the relationship between the rotational speed of the rotational driving device 3 and the rotational amount of the rotational gear 5. Further, since the position in the gantry 1 in the body axis direction is constant, the position information is used.

線源ハウジング３は、図２に示す形状をしており、この形状により図３に示す検出器リング２が存在する検出器領域にγ線が照射されるため、ガントリ１の外部に漏れるγ線が少なく、かつ、過不足のないトランスミッションデータの収集が可能である。 The radiation source housing 3 has the shape shown in FIG. 2, and this shape irradiates the detector region where the detector ring 2 shown in FIG. 3 is present, so that γ rays leak to the outside of the gantry 1. It is possible to collect transmission data with little excess and deficiency.

図４は、ＰＥＴ装置においてγ線を検出し、その検出信号を処理するγ線検出処理系の構成を示す図である。γ線検出処理系１０１は、図１のＰＥＴ装置１００に組み込まれる系であり、検出器リング２、データ処理装置３１および表示装置３２を含んで構成される。検出器リング２は、複数の放射線検出器２１、アナログＡＳＩＣ（Application Specific Integrated Circuit）２２およびデジタルＡＳＩＣ２３を周方向に多数備える。データ処理装置３１は、吸収補正データ作成装置３１０、同時計数装置３１１、記憶装置３１２および断層画像作成装置３１３を備える。以下、γ線検出処理系１０１の処理について説明する。 FIG. 4 is a diagram showing a configuration of a γ-ray detection processing system that detects γ-rays in a PET apparatus and processes the detection signals. The γ-ray detection processing system 101 is a system incorporated in the PET apparatus 100 of FIG. 1 and includes a detector ring 2, a data processing apparatus 31, and a display apparatus 32. The detector ring 2 includes a plurality of radiation detectors 21, analog ASICs (Application Specific Integrated Circuits) 22, and digital ASICs 23 in the circumferential direction. The data processing device 31 includes an absorption correction data creation device 310, a coincidence counting device 311, a storage device 312, and a tomographic image creation device 313. Hereinafter, processing of the γ-ray detection processing system 101 will be described.

外部線源４から放射されたγ線は、被検診者１０を透過して検出器リング２内の放射線検出器２１で検出される。γ線を検出した放射線検出器２１は、そのγ線のエネルギに応じた電気信号（以下、γ線検出信号という）をアナログＡＳＩＣ２２に出力する。アナログＡＳＩＣ２２は、放射線検出器２１から入力したγ線検出信号に基づいて、γ線の検出時刻を特定するためのタイミング信号を生成し、生成したタイミング信号をデジタルＡＳＩＣ２３に送信する。また、アナログＡＳＩＣ２２は、γ線検出信号に基づいて、γ線の波高値情報を生成し、生成した波高値情報をデジタルＡＳＩＣ２３に送信する。 The γ-rays emitted from the external radiation source 4 pass through the examinee 10 and are detected by the radiation detector 21 in the detector ring 2. The radiation detector 21 that has detected the γ-ray outputs an electrical signal (hereinafter referred to as a γ-ray detection signal) corresponding to the energy of the γ-ray to the analog ASIC 22. The analog ASIC 22 generates a timing signal for specifying the detection time of the γ-ray based on the γ-ray detection signal input from the radiation detector 21, and transmits the generated timing signal to the digital ASIC 23. The analog ASIC 22 generates γ-ray peak value information based on the γ-ray detection signal, and transmits the generated peak value information to the digital ASIC 23.

デジタルＡＳＩＣ２３は、アナログＡＳＩＣ２２から受信したタイミング信号に基づいて、γ線の検出時刻を決定し、検出器ＩＤ（放射線検出器２１を判別するためのＩＤ）を特定する。また、デジタルＡＳＩＣ２３は、その検出器ＩＤの放射線検出器２１に対応する波高値情報を、デジタル情報に変換する。外部線源４の核種が^１３７Ｃｓの場合、波高値レベルがエミッション由来のγ線と異なるため、この時点でγ線検出信号がいずれの由来であったかを判定することができる（いずれでもない場合、この時点でデータを棄却してもよい）。外部線源４由来と判定された場合には、由来線源情報を外部線源由来とする。さらに、デジタルＡＳＩＣ２３は、これらのデジタル情報に時刻情報および検出器ＩＤを付加してパケットデータを生成する。４つの情報（時刻情報、検出器ＩＤ、由来線源情報および波高値情報）を含むパケットデータは、データ処理装置３１に送信される。 The digital ASIC 23 determines the detection time of γ rays based on the timing signal received from the analog ASIC 22 and specifies the detector ID (ID for identifying the radiation detector 21). The digital ASIC 23 converts the peak value information corresponding to the radiation detector 21 of the detector ID into digital information. When the nuclide of the external radiation source 4 is ¹³⁷ Cs, the peak value level is different from the emission-derived γ-ray, so it can be determined at which point the γ-ray detection signal is derived (if none is Data may be rejected at this point). When it is determined that the external radiation source 4 is derived, the origin radiation source information is derived from the external radiation source. Further, the digital ASIC 23 adds time information and a detector ID to these digital information to generate packet data. Packet data including four pieces of information (time information, detector ID, origin source information, and peak value information) is transmitted to the data processing device 31.

データ処理装置３１の吸収補正データ作成装置３１０は、デジタルＡＳＩＣ２３から送信された、由来が外部線源４であるパケットデータを基に、吸収補正データ作成処理をする。具体的には、まず、パケットデータの時刻情報と、記憶装置３１２に予め記憶されている、時刻および外部線源４の位置の対応関係を示すテーブル（図示せず）とから、γ線検出時の外部線源４の位置を特定する。次に、検出器ＩＤからγ線を検出した放射線検出器２１の位置を特定する。そして、この２つの位置を結ぶ線によって、γ線が通過した方向を特定する。このようにして特定された方向に関する情報は蓄積してカウントされる。それぞれの方向のカウントを、撮像領域に何もない場合と同様に取得された対応する方向のカウントで規格化することによって、それぞれの方向におけるγ線の吸収率を算出し、その算出した吸収率データを吸収率分布データの一部として記憶装置３１２に格納する。さらに、それらの吸収率データを元にして、あらゆる方向の吸収率分布データの計算を行う。この計算は、例えば、非特許文献１に記載されているSegmentation Attenuation Correction 法によって実現できる。 The absorption correction data creation device 310 of the data processing device 31 performs absorption correction data creation processing based on the packet data transmitted from the digital ASIC 23 and originating from the external radiation source 4. Specifically, first, from the time information of the packet data and the table (not shown) indicating the correspondence between the time and the position of the external radiation source 4 stored in advance in the storage device 312, when γ-ray is detected. The position of the external radiation source 4 is specified. Next, the position of the radiation detector 21 that has detected γ-rays from the detector ID is specified. Then, the direction in which the γ rays have passed is specified by a line connecting these two positions. Information on the direction specified in this way is accumulated and counted. By calculating the γ-ray absorptance in each direction by normalizing the count in each direction with the corresponding directional count obtained in the same manner as when there is nothing in the imaging area, the calculated absorptance The data is stored in the storage device 312 as part of the absorption rate distribution data. Further, the absorption distribution data in all directions is calculated based on the absorption data. This calculation can be realized by, for example, the Segmentation Attenuation Correction method described in Non-Patent Document 1.

トランスミッション撮像終了後、線源ハウジング３、外部線源４および線源ハウジング支持棒９は、外部線源４の出庫のときと同じ位置まで回転移動し、直進駆動装置７に渡される。直進駆動装置７は、線源ハウジング３を線源ハウジング支持棒９とともに線源遮蔽体８の位置まで移動し、外部線源４を格納する。 After the transmission imaging, the radiation source housing 3, the external radiation source 4, and the radiation source housing support rod 9 are rotated to the same position as when the external radiation source 4 is unloaded and passed to the linear drive device 7. The linear drive device 7 moves the radiation source housing 3 together with the radiation source housing support rod 9 to the position of the radiation source shield 8 and stores the external radiation source 4.

＜エミッション撮像＞
寝台１１に横たわる被検診者１０の体内からは、ＰＥＴ用薬剤に起因して発生した多数のγ線があらゆる方向に放射される。検出器リング２内の放射線検出器２１は、被検診者１０の体内から放射されるγ線を検出すると、そのエネルギに応じた電気信号（以下、γ線検出信号という）を出力する。アナログＡＳＩＣ２２は、γ線検出信号に基づいて、γ線の検出時刻を特定するためのタイミング信号を生成し、生成したタイミング信号をデジタルＡＳＩＣ２３に送信する。また、アナログＡＳＩＣ２２は、γ線検出信号に基づいて、γ線の波高値情報を生成し、生成した波高値情報をデジタルＡＳＩＣ２３に送信する。 <Emission imaging>
From the body of the examinee 10 lying on the bed 11, many γ rays generated due to the PET drug are emitted in all directions. When the radiation detector 21 in the detector ring 2 detects γ-rays emitted from the body of the examinee 10, the radiation detector 21 outputs an electrical signal corresponding to the energy (hereinafter referred to as a γ-ray detection signal). The analog ASIC 22 generates a timing signal for specifying the detection time of the γ-ray based on the γ-ray detection signal, and transmits the generated timing signal to the digital ASIC 23. The analog ASIC 22 generates γ-ray peak value information based on the γ-ray detection signal, and transmits the generated peak value information to the digital ASIC 23.

デジタルＡＳＩＣ２３は、アナログＡＳＩＣ２２から受信したタイミング信号に基づいて、γ線の検出時刻を決定し、検出器ＩＤを特定する。また、デジタルＡＳＩＣ２３は、その検出器ＩＤの放射線検出器２１に対応する波高値情報をデジタル情報に変換する。外部線源４の核種に^１３７Ｃｓを用いる場合、この段階でエミッション由来のγ線信号と外部線源４由来の信号を区別できる（いずれでもない場合、この時点でデータを棄却してもよい）。エミッション由来のγ線信号と判定された場合、由来線源情報をエミッション由来に設定する。さらに、デジタルＡＳＩＣ２３は、時刻情報および検出器ＩＤに由来線源情報および波高値情報を付加してパケットデータを生成する。４つの情報（時刻情報、検出器ＩＤ、由来線源情報および波高値情報）を含むパケットデータは、データ処理装置３１に送信される。 The digital ASIC 23 determines the detection time of the γ ray based on the timing signal received from the analog ASIC 22 and specifies the detector ID. The digital ASIC 23 converts the peak value information corresponding to the radiation detector 21 of the detector ID into digital information. When ¹³⁷ Cs is used for the nuclide of the external radiation source 4, the γ-ray signal derived from the emission and the signal derived from the external radiation source 4 can be distinguished at this stage (if it is neither, the data may be rejected at this time) . If the emission-derived γ-ray signal is determined, the origin source information is set to emission origin. Further, the digital ASIC 23 adds packet source information and peak value information to the time information and the detector ID to generate packet data. Packet data including four pieces of information (time information, detector ID, origin source information, and peak value information) is transmitted to the data processing device 31.

データ処理装置３１の同時計数装置３１１は、デジタルＡＳＩＣ２３から送信されたパケットデータを基に、同時計数処理をする。同時計数したその一対のγ線を１個として計数し、その一対のγ線を検出した２つの放射線検出器２１の位置をそれらの検出器ＩＤから特定する。特定された検出器ＩＤの対データから、５１１ｋｅＶのγ線を検出した方向が特定される。それぞれの方向の検出情報は蓄積してカウントされ、カウントデータが記憶装置３１２に記憶される。このとき、先に記憶装置３１２に記憶されたそれぞれの方向のγ線の吸収率分布データが、検出情報の補正に利用される。そして、断層画像作成装置３１３は、特定したそれらの検出器位置に基づいて、断層画像情報を作成する。そして、作成された断層画像情報は、表示装置３２に表示される。 The coincidence counting device 311 of the data processing device 31 performs coincidence counting processing based on the packet data transmitted from the digital ASIC 23. The pair of γ rays counted simultaneously is counted as one, and the positions of the two radiation detectors 21 that have detected the pair of γ rays are specified from their detector IDs. From the paired data of the specified detector ID, the direction in which the 511 keV γ-ray is detected is specified. The detection information in each direction is accumulated and counted, and the count data is stored in the storage device 312. At this time, the γ-ray absorptance distribution data of each direction previously stored in the storage device 312 is used for correcting the detection information. Then, the tomographic image creation device 313 creates tomographic image information based on the identified detector positions. The generated tomographic image information is displayed on the display device 32.

≪撮像視野≫
本実施形態の点状の外部線源４を用いてトランスミッション撮像を行った際に実現できる撮像視野について、従来の検出器リングの体軸方向中心に線源を置いた方法（以下、従来法）と比較して説明する。撮像範囲を示す指標として横断面範囲を表すＦＯＶ（Field Of View）および体軸方向範囲を表すＡＦＯＶ（Axial FOV）を用いる。図５では、外部線源と検出器の位置関係および撮像範囲について、従来法を（ａ）に示し、本実施形態を（ｂ）に示す。ＦＯＶ従来法および本実施形態に全体構成の違いはないが、ＡＦＯＶの範囲が異なっている。つまり、［発明が解決しようとする課題］で述べたように、頭部用のＰＥＴ装置１００では、被検診者１０をガントリ１内に十分に挿入できないため、従来法によるＡＦＯＶしか撮像できなければ、被検診者１０の頭頚部を撮像することはできないが、本実施形態によるＡＦＯＶが撮像できれば、頭部のみならず頚部の一部まで撮像することができる。なお、点状の外部線源４をガントリ１に対して相対的に軸方向に移動させる方法によっても頚部の一部まで撮像することはできるが、この方法に線源ハウジング３を用いたとしても、γ線の照射範囲を限定することができず、無用な被ばくを抑制することはできない。 ≪Shooting field of view≫
A method in which a radiation source is placed at the center in the body axis direction of a conventional detector ring with respect to an imaging field of view that can be realized when transmission imaging is performed using the point-like external radiation source 4 of the present embodiment (hereinafter, conventional method). And will be described. As an index indicating the imaging range, an FOV (Field Of View) representing a cross-sectional range and an AFOV (Axial FOV) representing a body axis direction range are used. In FIG. 5, the conventional method is shown in (a) and the present embodiment is shown in (b) with respect to the positional relationship between the external radiation source and the detector and the imaging range. Although there is no difference in the overall configuration between the FOV conventional method and this embodiment, the range of AFOV is different. In other words, as described in [Problems to be Solved by the Invention], the PET apparatus 100 for the head cannot sufficiently insert the examinee 10 into the gantry 1, so only AFOVs according to the conventional method can be imaged. Although the head and neck of the examinee 10 cannot be imaged, if the AFOV according to the present embodiment can be imaged, not only the head but also a part of the neck can be imaged. Although a part of the neck can be imaged also by a method in which the point-like external radiation source 4 is moved in the axial direction relative to the gantry 1, even if the radiation source housing 3 is used in this method. The irradiation range of γ rays cannot be limited, and unnecessary exposure cannot be suppressed.

次に、図６を用いて、従来法および本実施形態による撮像可能なＡＦＯＶの大きさを比較する。図６に示した座標を考慮し、検出器リング径（内周）をｒｉｎｇＤ、検出器リング体軸方向の長さをｒｉｎｇＬ、外部線源４の回転半径をｒｏｔＲとすると、外部線源のｚ座標は、従来法ではｒｉｎｇＬ／２、本実施形態はｒｉｎｇＬとなる。従来法および本実施形態ともにＡＦＯＶの大きさは、図６のＡＢ間距離で表されるため、その長さは共に式１で求めることができる。

これによれば、撮像領域の大きさは共に同じであるが、本実施形態では従来法と比較して被検診者１０の頭頚部を撮像することが可能となる。なお、頭頚部より上の頭部については、寝台１１を移動させることにより撮像することができる。 Next, the size of AFOV that can be imaged according to the conventional method and the present embodiment will be compared using FIG. Considering the coordinates shown in FIG. 6, if the detector ring diameter (inner circumference) is ringD, the length of the detector ring body axis direction is ringL, and the rotational radius of the external source 4 is rotR, z of the external source The coordinates are ringL / 2 in the conventional method, and ringL in the present embodiment. In both the conventional method and the present embodiment, the size of AFOV is represented by the distance between ABs in FIG.

According to this, although the magnitude | size of an imaging region is the same, in this embodiment, it becomes possible to image the head and neck part of the examinee 10 compared with the conventional method. Note that the head above the head and neck can be imaged by moving the bed 11.

本実施形態によれば、以下に示す効果を得ることができる。
（１）本実施形態は、トランスミッション用外部線源として点線源を用い、その点線源を被検体の肩に近いガントリ端で回転させて、トランスミッション撮像を行うことにより、頭部の撮像範囲が広くなり、かつ撮像時間を短縮できる。具体的には、頭頚部のトランスミッション撮像が可能になり、広い範囲でγ線の被検者体内での減衰を補正した定量性の高い画像を得ることができる。
（２）本実施形態は、面Ｐ１、Ｐ２、Ｐ３およびＰ４を有する線源ハウジング３ならびに
外部線源４を備えることによって、ガントリ１の形状、外部線源４の位置、撮像範囲により決まる領域にγ線を照射することにより、無効被ばくを低減することが可能である。すなわち、外部線源４から検出器リング２の撮像領域および検出器領域が重なる範囲内の方向にγ線が照射されるので、検出データとして無効なγ線の照射をなくすことができ、また、無用な被ばくを防止することができる。
（３）線源ハウジング３の有する面Ｐ３が検出器リング２の被検診者１０挿入側端に位置することによって、被検診者１０の頚部に係るトランスミッションデータを過不足なく収集することができる。
（４）トランスミッション撮像を行わないときは、線源遮蔽体８により外部線源４からの放射線が漏れないように遮蔽されるので、無用な被ばくを防止することができる。 According to the present embodiment, the following effects can be obtained.
(1) This embodiment uses a point source as an external source for transmission, rotates the point source at the gantry end close to the subject's shoulder, and performs transmission imaging, thereby widening the imaging range of the head. And the imaging time can be shortened. Specifically, transmission imaging of the head and neck can be performed, and a highly quantitative image in which attenuation of γ rays within the subject within a wide range can be obtained.
(2) In the present embodiment, the radiation source housing 3 having the surfaces P1, P2, P3 and P4 and the external radiation source 4 are provided, so that the region is determined by the shape of the gantry 1, the position of the external radiation source 4, and the imaging range. Irradiation with gamma rays can reduce ineffective exposure. That is, since γ rays are emitted from the external radiation source 4 in a direction in which the imaging region and the detector region of the detector ring 2 overlap, it is possible to eliminate irradiation of invalid γ rays as detection data, Unnecessary exposure can be prevented.
(3) Since the surface P3 of the radiation source housing 3 is positioned at the insertion side end of the examinee 10 of the detector ring 2, transmission data relating to the neck of the examinee 10 can be collected without excess or deficiency.
(4) When transmission imaging is not performed, the radiation from the external radiation source 4 is shielded by the radiation source shield 8 so as not to leak, so that unnecessary exposure can be prevented.

≪その他の実施の形態≫
以上本発明の好適な実施の形態について一例を示したが、本発明は前記実施の形態に限定されず、本発明の趣旨を逸脱しない範囲で適宜変更が可能である。例えば、以下のような実施の形態が考えられる。 << Other embodiments >>
An example of the preferred embodiment of the present invention has been described above, but the present invention is not limited to the above embodiment, and can be appropriately changed without departing from the spirit of the present invention. For example, the following embodiments can be considered.

（１）本実施形態では、点線源を^１３７Ｃｓとしたが、^５７Ｃｏ（コバルト５７）、^９９mＴｃ（テクネチウム９９m）、^１２３mＴｅ（テルル１２３m）、^１３９Ｃｅ（セリウム１３９）、^１５３Ｇｄ（ガドリニウム１５３）、^２４１Ａｍ（アメリシウム２４１）のいずれかであってもよい。 (1) In this embodiment, the point source is ¹³⁷ Cs, but ⁵⁷ Co (cobalt 57), ^99m Tc (technetium 99m), ^123m Te (tellurium 123m), ¹³⁹ Ce (cerium 139), ¹⁵³ Gd (gadolinium 153) ), ²⁴¹ Am (Americium 241).

（２）本実施形態では、トランスミッション撮像とエミッション撮像とを連続して実施するポストインジェクション法を例にとって説明したが、ＰＥＴ薬剤を投与する前にトランスミッション撮像を行う場合やエミッション・トランスミッション同時収集法（以下、ＥＴ同時収集法という。）の場合にも採用することができる。ＥＴ同時収集法は、エミッション撮像とトランスミッション撮像とを同時に行うものである。 (2) In the present embodiment, the post-injection method in which transmission imaging and emission imaging are continuously performed has been described as an example. However, when transmission imaging is performed before the PET drug is administered, the emission / transmission simultaneous acquisition method ( Hereinafter, it can also be employed in the case of the ET simultaneous collection method). The ET simultaneous acquisition method performs emission imaging and transmission imaging simultaneously.

本発明の好適な一実施形態である頭部用ＰＥＴ装置の構成を示す図であり、（ａ）は体軸に直交する面による断面図を示し、（ｂ）は体軸を含む垂直な面による断面図を示す。It is a figure which shows the structure of the PET apparatus for heads which is preferable one Embodiment of this invention, (a) shows sectional drawing by the surface orthogonal to a body axis, (b) is a perpendicular | vertical surface containing a body axis FIG. 本発明の好適な一実施形態である線源ハウジングの形状を示す図であり、（ａ）は側面図を示し、（ｂ）は平面図を示す。It is a figure which shows the shape of the radiation source housing which is one suitable embodiment of this invention, (a) shows a side view, (b) shows a top view. 本発明の好適な一実施形態である線源ハウジングにより形成されるγ線照射範囲を示す図である。It is a figure which shows the gamma ray irradiation range formed with the radiation source housing which is one suitable embodiment of this invention. γ線検出処理系の構成を示す図である。It is a figure which shows the structure of a gamma ray detection processing system. 外部線源位置の違いによる撮像範囲を示す図であり、（ａ）は従来法を示し、（ｂ）は本実施形態を示す。It is a figure which shows the imaging range by the difference in an external radiation source position, (a) shows a conventional method, (b) shows this embodiment. 点線源を用いた場合のＡＦＯＶを求めるための座標設定を示す図であり、（ａ）は従来法を示し、（ｂ）は本実施形態を示す。It is a figure which shows the coordinate setting for calculating | requiring AFOV at the time of using a point source, (a) shows a conventional method, (b) shows this embodiment.

符号の説明Explanation of symbols

１ガントリ
２検出器リング（放射線検出器環状体）
３線源ハウジング（ハウジング）
４外部線源（単光子放出核種）
５回転ギア（回転手段）
６回転駆動装置（回転手段）
７直進駆動装置（移動手段）
８線源遮蔽体（線源遮蔽手段）
９線源ハウジング支持棒（回転手段、移動手段）
１０被検診者（被検体）
１１寝台
１２寝台駆動装置
２０ γ線放出口（放射線放出口）
１００ＰＥＴ装置（陽電子放出型断層撮影装置） 1 Gantry 2 Detector ring (radiation detector ring)
3 Radiation source housing (housing)
4 External radiation source (single photon emission nuclide)
5 Rotating gear (Rotating means)
6 Rotation drive (rotating means)
7 Straight drive (moving means)
8 Radiation shield (radiation shield)
9 Radiation source housing support rod (rotating means, moving means)
10 Examinee (subject)
11 Sleeper 12 Sleeper Drive 20 Gamma Ray Emission Port (Radiation Emission Port)
100 PET equipment (positron emission tomography equipment)

Claims

被検体を載せる寝台と、放射線を発生させる放射線発生手段と、前記放射線発生手段から発生した放射線を検出する放射線検出器を環状に複数配列した放射線検出器環状体と、前記放射線発生手段を保持し、前記放射線検出器環状体に沿って回転させる回転手段と、
を備える陽電子放出型断層撮影装置であって、
前記放射線発生手段は、
ビームを放射する点状の単光子放出核種と、
前記単光子放出核種を格納し、前記ビームが前記放射線検出器環状体を見込む形状となるように放射線放出口が形成されたハウジングと、
を備え、
トランスミッション撮像時に、前記回転手段は、前記放射線検出器環状体の被検体挿入側の端部において前記放射線検出器環状体の周方向に前記放射線発生手段を回転させる、
ことを特徴とする陽電子放出型断層撮影装置。 A bed on which a subject is placed, radiation generating means for generating radiation, a radiation detector annular body in which a plurality of radiation detectors for detecting radiation generated from the radiation generating means are arranged in an annular shape, and the radiation generating means are held. Rotating means for rotating along the radiation detector annular body;
A positron emission tomography apparatus comprising:
The radiation generating means includes
A point-like single-photon emitting nuclide that emits a beam;
A housing in which the single-photon emission nuclide is stored, and a radiation emission port is formed so that the beam is shaped to look into the radiation detector annular body ;
With
The rotating means rotates the radiation generating means in the circumferential direction of the radiation detector annular body at the end of the radiation detector annular body on the subject insertion side during transmission imaging.
A positron emission tomography apparatus characterized by the above.

前記ハウジングの前記放射線放出口は、
前記ビームが前記放射線検出器環状体の撮像領域からはみ出さないように前記ビームの放射方向を限定する、一対の対向する略平面状の第１の面および第２の面と、
前記ビームが前記放射線検出器環状体の検出器領域からはみ出さないように前記ビームの放射方向を限定する、前記被検体挿入側に設けられた略平面状の第３の面と、
前記ビームが前記放射線検出器環状体の検出器領域からはみ出さないように前記ビームの放射方向を限定する、前記被検体挿入側の反対側に設けられた曲面状の第４の面と、
を備えることを特徴とする請求項１に記載の陽電子放出型断層撮影装置。 The radiation emission port of the housing is
A pair of opposing substantially planar first and second surfaces that limit the radiation direction of the beam so that the beam does not protrude from the imaging region of the radiation detector annulus,
A substantially planar third surface provided on the subject insertion side for limiting a radiation direction of the beam so that the beam does not protrude from a detector region of the radiation detector annular body;
A curved fourth surface provided on the opposite side of the subject insertion side to limit the radiation direction of the beam so that the beam does not protrude from the detector region of the radiation detector annular body;
The positron emission tomography apparatus according to claim 1, further comprising:

前記第３の面は、
前記放射線発生手段が前記放射線検出器環状体の被検体挿入側の端部に位置するときに、前記単光子放出核種と、前記放射線検出器環状体の被検体挿入側の端部の内周円とを結ぶ斜円錐の側面の一部に略一致し、
前記第４の面は、
前記放射線発生手段が前記放射線検出器環状体の被検体挿入側の端部に位置するときに、前記単光子放出核種と、前記放射線検出器環状体の被検体挿入側の端部と反対側の端部の内周円とを結ぶ斜円錐の側面の一部に略一致する
ことを特徴とする請求項２に記載の陽電子放出型断層撮影装置。 The third surface is
When the radiation generating means is located at the end of the radiation detector annular body on the subject insertion side, the single photon emission nuclide and an inner circumference of the end of the radiation detector annular body on the subject insertion side Approximately coincides with a part of the side of the oblique cone connecting
The fourth surface is
When the radiation generating means is positioned at the end of the radiation detector annular body on the subject insertion side, the single photon emission nuclide and the end of the radiation detector annular body opposite to the end of the subject insertion side The positron emission tomography apparatus according to claim 2, wherein the positron emission tomography apparatus substantially coincides with a part of a side surface of an oblique cone connecting an inner circumferential circle of an end portion.

前記放射線発生手段から発生する放射線を遮蔽する線源遮蔽手段と、
前記放射線発生手段を保持し、前記線源遮蔽手段の設置箇所と前記放射線検出器環状体の被検体挿入側の端部との間において移動させる移動手段と、
を備えることを特徴とする請求項１ないし請求項３のいずれか一項に記載の陽電子放出型断層撮影装置。 Radiation source shielding means for shielding radiation generated from the radiation generating means;
Moving means for holding the radiation generating means and moving the radiation source shielding means between an installation location of the radiation source shielding means and an end of the radiation detector annular body on the subject insertion side;
The positron emission tomography apparatus according to claim 1, further comprising:

被検体を載せる寝台と、
ビームを放射する点状の単光子放出核種、および前記単光子放出核種を格納して放射線放出口が形成されたハウジングを有する放射線発生装置と、
前記放射線発生装置から発生した放射線を検出する放射線検出器を環状に複数配列した放射線検出器環状体と、
前記放射線発生装置から発生する放射線を遮蔽する線源遮蔽手段と、
前記放射線発生装置を保持し、前記線源遮蔽手段の設置箇所と前記放射線検出器環状体の被検体挿入側の端部との間において移動させる移動手段と、
前記放射線発生装置を保持し、前記放射線検出器環状体に沿って回転させる回転手段と、
を備える陽電子放出型断層撮影装置におけるトランスミッション撮像の制御方法であって、
前記移動手段は、前記線源遮蔽手段の設置箇所から前記放射線検出器環状体の被検体挿入側の端部まで前記放射線発生装置を移動させ、
前記回転手段は、前記放射線検出器環状体の被検体挿入側の端部において前記放射線検出器環状体の周方向に前記放射線発生装置を回転させ、
前記放射線発生装置は、前記放射線検出器環状体の被検体挿入側の端部において、前記放射線放出口から、前記放射線検出器環状体を見込む形状の前記ビームを放射する、
ことを特徴とする陽電子放出型断層撮影装置におけるトランスミッション撮像の制御方法。 A bed on which the subject is placed;
A radiation generator having a point-like single photon emission nuclide that emits a beam, and a housing in which the single photon emission nuclide is stored and a radiation emission port is formed;
A radiation detector annular body in which a plurality of radiation detectors for detecting radiation generated from the radiation generator are arranged in an annular shape; and
Radiation source shielding means for shielding radiation generated from the radiation generator;
A moving means for holding the radiation generating apparatus and moving the radiation source between the installation place of the radiation source shielding means and the end of the radiation detector annular body on the subject insertion side;
A rotating means for holding the radiation generating device and rotating the radiation generating apparatus along the radiation detector annular body;
A transmission imaging control method in a positron emission tomography apparatus comprising:
The moving means moves the radiation generating apparatus from an installation location of the radiation source shielding means to an end of the radiation detector annular body on the subject insertion side,
The rotating means rotates the radiation generating device in a circumferential direction of the radiation detector annular body at an end of the radiation detector annular body on a subject insertion side,
The radiation generator emits the beam having a shape that looks into the radiation detector annular body from the radiation emission port at an end of the radiation detector annular body on the subject insertion side .
A transmission imaging control method in a positron emission tomography apparatus.

前記放射線放出口は、
前記ビームが前記放射線検出器環状体の撮像領域からはみ出さないように前記ビームの放射方向を限定する、一対の対向する略平面状の第１の面および第２の面と、
前記ビームが前記放射線検出器環状体の検出器領域からはみ出さないように前記ビームの放射方向を限定する、前記被検体挿入側に設けられた略平面状の第３の面と、
前記ビームが前記放射線検出器環状体の検出器領域からはみ出さないように前記ビームの放射方向を限定する、前記被検体挿入側の反対側に設けられた曲面状の第４の面と、
で形成される前記ハウジングを用いることを特徴とする請求項５に記載の陽電子放出型断層撮影装置におけるトランスミッション撮像の制御方法。 The radiation emission port is
A pair of opposing substantially planar first and second surfaces that limit the radiation direction of the beam so that the beam does not protrude from the imaging region of the radiation detector annulus,
A substantially planar third surface provided on the subject insertion side for limiting a radiation direction of the beam so that the beam does not protrude from a detector region of the radiation detector annular body;
A curved fourth surface provided on the opposite side of the subject insertion side to limit the radiation direction of the beam so that the beam does not protrude from the detector region of the radiation detector annular body;
6. The method of controlling transmission imaging in a positron emission tomography apparatus according to claim 5, wherein the housing formed by the method is used.