JP4976874B2 - 核医学診断装置 - Google Patents
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Description
《第1実施形態》
≪装置の構成≫
図1は、本発明による第1実施形態の放射線検査装置(PET装置)1を示す構成図である。
放射線検査装置1は、撮像装置2と、信号処理装置7と、断層像作成装置10と、ベッド(寝台)16とを備えている。
ケーシング3は、被検体17をベッド16に載置したまま挿入可能な開口部6を有している。
検出器基板5には、配列して実装されている多数の検出器4と、集積回路からなり検出器4からの検出信号を処理する読出回路14とが実装されている。検出器基板5は、体軸方向(被検体17の挿入方向)に複数枚並べられ、検出器ユニット15を構成している。検出器ユニット15は、開口部6の周りを取り囲むように配置されている。
図1に戻り、開口部6の半径方向に多段で被検体17(撮像範囲)の周囲を取り囲むように検出器4を配置可能であれば、検出器ユニット15の形状や配置は図示したものに限られない。多数の検出器4は、DOI(Depth Of Interaction)構成を実現するように配列される。
外部線源ハウジング21は、検出器4と開口部6との間に、図示していない支持部によって保持され、図示していない周回機構によって、ハウジング開口部21hを被検体17が挿入される撮像範囲の中央に向けたまま、開口部6の外縁部を周回可能になっている。
外部線源20はトランスミッション撮像時に用いられ、エミッション撮像時は、充分な遮蔽能力を有するシャッタ(図示せず)によってハウジング開口部21hを閉じられている。または、外部線源20は、エミッション撮像時、格納容器(図示せず)に格納され放出γ線を遮蔽される構成としてもよい。外部線源20およびトランスミッション撮像については、後で詳細に説明する。
ユニットデータ統合装置112は、検出器ユニット15ごとに設けられた配線13によって撮像装置2に接続され、検出器ユニット15から出力された検出信号を統合する機能を有する。
なお、検出器4から出力される検出信号には、少なくとも検出器位置アドレス、検出時刻、検出エネルギを示す情報が含まれる。
γ線弁別装置8は、ユニットデータ統合装置112に接続され、ユニットデータ統合装置112から入力された検出信号から、γ線の検出エネルギによって検出信号を分別する機能を有する。
同時計数装置9は、γ線弁別装置8に接続され、複数の検出信号(データ)が実質的に同時に発生したものであるか否かを判定する機能を有する。
コンピュータ11は、入力装置(図示せず)を有し、手動での命令入力操作などを受け付ける機能と、撮像装置2を制御する機能と、信号処理装置7から取得したデータを断層像データに変換する機能とを備えている。
データ記憶装置12は、コンピュータ11が生成した断層像データを記憶する。
表示装置18は、コンピュータ11が生成した断層像データから、断層像を可視的な画像として表示する。
続いて、放射線検査装置(PET装置)1を用いた撮像処理について説明する。
まず、被検体17の体内に、あらかじめ注射などの方法によりPET用の放射性薬剤を投与し、その放射性薬剤が撮像可能な状態に被検体17内に拡散して患部に集積するまで所定の時間待つ。なお、放射性薬剤は、検診する患部などを勘案して選ぶ。そして、被検体17をベッド16上に寝かせる。なお、検査の種類によっては、放射性薬剤をベッド16上に寝かせた被検体17に投与するか、放射性薬剤を被検体17に投与しながら、撮像装置2で被検体17を撮像してもよい。
次に、エミッション撮像について説明してから、トランスミッション撮像について説明する。
エミッション撮像を行うには、放射性薬剤を投与した被検体17をベッド16に載せ、撮像装置2に向かって移動させる。被検体17およびベッド16が、図面の左側から開口部6内に挿入されて図面の右側に向かって移動する。被検体17の患部に集積された放射性薬剤から放出された511[keV]のγ線は、検出器4に入射する。
γ線弁別装置8および同時計数装置9は、検出したγ線が、511[keV]のエネルギを有する対γ線であるか否かを判定する。具体的には、同時計数装置9は、あるイベントの検出時刻からある時間幅、例えば10[nsec]のタイムウインドウの中でもう1つの511[keV]のイベントが検出されたとき、その対検出位置情報をコンピュータ11を介してデータ記憶装置12へ送って記憶させる。このとき、γ線弁別装置8は、検出器4でのエネルギ検出精度はエネルギ分解能で表されるある幅(誤差)を持っているため、目的とする511[keV]を含むあるエネルギ幅、例えば450[keV]〜550[keV]というエネルギウインドウによって照射γ線が511[keV]であるかどうかのエネルギ判定を行い、この範囲外の検出イベントを棄却する。なお、このウインドウ幅によって、わずかにエネルギの低下した幾分の体内散乱線24(図7を参照して後記)の混入を許すことになる。そのため、検出器4はエネルギ分解能の優れたものが望ましく、エネルギウインドウを狭く設定することによって、ノイズとなる混入散乱線の割合を減らすことができる。また、タイムウインドウ内に1対の対γ線が検出されるとは限らず、別個の対のγ線が同一のタイムウインドウ内に検出される場合がある。これは偶発同時計数(ランダム)と呼ばれ、誤った対検出位置情報を与え、画質を低下させる要因となる。投与した放射性薬剤の放射能が多くなるほど、この影響は大きく受ける。タイムウインドウもエネルギウインドウと同様狭い方が望ましい。
次にトランスミッション撮像について説明する。トランスミッション撮像は、外部線源20を用いて被検体17内のγ線透過率(減衰率)の分布を計測するものであって、外部線源20としてX線源の代わりにγ線源を用いるほかは、原則として、X線CT装置(図示せず)を用いた撮像と同様である。その計測に要する時間は、数分程度であり、通常エミッション撮像の前または後に行う。外部線源20からの照射γ線22がエミッション撮像時に混入して画質の劣化を招くため、通常はエミッション撮像とトランスミッション撮像とを別の時相で行う。
撮像は本来、三次元で解析すべきものであるが、簡単のため、外部線源20を含む一断面(平面)上ですべてのイベントが起こる例について説明する。
被検体17が横たわっているベッド16が開口部6内に挿入され、トランスミッション撮影を開始するとき、外部線源ハウジング21が格納容器(図示せず)から開口部6と検出器4との間に移動し、設置される。ハウジング開口部21hは対向する検出器4を向いていて、撮像視野外は照射γ線22が影響を及ぼさないように外部線源ハウジング21によって遮蔽されている。外部線源20は点線源であり、外部線源20が周回の上端にあるとき、γ線の放射領域は被検体17の体軸方向も含め、図3中に示した被検体17を挟んで対向に位置する下半分の測定対象となる検出器ユニット15面である。つまり、本実施形態は、いわゆるコーンビームCTの場合を示す。外部線源20は回転機構(図示せず)により開口部6の内周を周回し、全周からの透過データを取得する。撮像が終了すると外部線源20は再び格納容器へ格納される。測定対象となる検出器ユニット15は外部線源20の回転とともに変化する。
ひとつはエミッション撮像と同様に体内散乱線24の混入が画像の劣化、すなわち減弱マップの誤差を引き起こすことである。これはエネルギウインドウの広さによってその影響度が異なる。一般にエネルギ分解能が優れているほど、エネルギウインドウを狭く設定でき、体内散乱線24の影響を低減できる。
もうひとつは投与後の被検体17内からのエミッションγ線31(図2参照)がトランスミッションのエネルギウインドウに混入することである。従来のPET装置ではエネルギ分解能が悪く、511[keV]のエネルギを対象とした感度スペクトルがさらに高いエネルギ側まで分布を有し、セシウム−137(137Cs)のγ線の662[keV]を測定するウインドウまで達していたことによる。エネルギ分解能に優れた検出器4を用いれば、これら2つの問題は解決する。
外部線源20から放出された照射γ線22は、被検体17を透過し、検出器4の位置A1で吸収されまたは散乱する。位置A1で散乱した場合は位置A2で吸収されるか、または、さらに散乱して他の点で吸収されたり、吸収されずに撮像装置2を貫通したりする。このとき、照射γ線22が位置A1で完全に吸収されれば、位置A1と外部線源20の位置Oを結ぶ線が正しい透過ラインとして記録される。
(A)エネルギウインドウ処理:
例えば600[keV](ETH_L)<ΣEi<700[keV](ETH_h)
(662[keV]ウインドウ)
(B)タイムウインドウ処理:
検出時刻差|ti−tj|<(例えば)10[nsec](Tw)
そして、これらの条件を満たした複数の点を初期散乱位置の候補として選択する。
で与えられる。
したがって、検出器4で計測されたエネルギE1から、E´=E − E1として散乱光子のエネルギE´を推定すれば、散乱角θが推定できる。
このグラフは、前記した式(1)〜式(4)と等価であって、同様に、検出器4で計測されたエネルギEA1から、E´=E − EA1として、散乱光子のエネルギEA2を推定し、散乱角θが推定できる。
図9は、本発明による第1実施形態のγ線の初期散乱位置のイベントと偶発同時散乱線イベント(棄却イベント)を推定識別する処理を示すフローチャートである。
まず、複数イベントが検出され、位置Ai、エネルギEi、検出時刻tiのデータが出力される(ステップS101)。
いずれかの条件を満たさない場合は(ステップS102のNo)、このイベントに係るデータを棄却し(ステップS103)、処理を終了する。
単独で662[keV]ウインドウに入るイベントがある場合は(ステップS104のYes)、その位置を真の検出位置とし(ステップS105)、処理を終了する。
これを満たす位置Aiがない場合は(ステップS107のNo)、そのイベントの位置Aiは棄却し(ステップS108)、処理を終了する。
また、複数の位置が条件に適合した場合、より線源に近いイベント位置を選択するか、または、すべてのイベント位置を棄却するように処理を行う。
次に、本発明による第2実施形態の放射線検査装置について説明する。
この放射線検査装置は、第1実施形態の放射線検査装置1に対して、トランスミッションにおける散乱線処理方法が異なるが、その他のハードウェア構成は、第1実施形態の放射線検査装置1と同様でよい。そこで、第1実施形態の放射線検査装置1を引用し、これと異なる構成および動作について説明し、その余の構成および動作について、重複する説明を省略する。
まず、複数イベントの検出が行われ、位置Ai、エネルギEi、検出時刻tiのデータを得る(ステップS201)。
このように、あるタイムウインドウTw内に複数のイベントが発生し、かつそれら複数イベントの検出エネルギの合計が662[keV]を検出するためのエネルギウインドウEw内にあることが、条件(A)(B)の判定にもとづき判断された場合に、次のステップへ進む。
このとき、体軸方向にも斜めに入射するため、体軸方向と半径方向の2つを加味して、外部線源20により近い段から優先順位を決定する。
Ei>478[keV]を満たす場合(ステップS207のYes)、最近接段(すなわち、優先順位の最も高い段)であるか否かを判断する(ステップS211)。
最近接段である場合(ステップS211のYes)、このイベントを除外し(ステップS208)、残ったイベントに対して、ステップS202以降の処理を繰り返す。
このイベントが最近接段でない場合(ステップS211のNo)、初期散乱位置候補フラグを0にし(ステップS212)、次のステップ(ステップS241、図11参照)へ進む。
満たされていない場合(ステップS222のNo)、このイベントを除外し(ステップS208)、処理を終了する。
満たされている場合(ステップS222のYes)、初期散乱位置候補フラグを1にし(ステップS223)、次のステップ(ステップS241、図11参照)へ進む。
最近接段でない場合(ステップS221のNo)、次段以降の処理(ステップS231,S232,S233)へ進む。
そして、最近接段イベント検出位置について、略478[keV]以上のイベント位置を初期位置の候補から除外する(初期散乱位置候補フラグ=0)。また、最近接段イベント検出位置において、所定のエネルギレベルΔEを用いて、90°方向の散乱時の検出エネルギである374[keV]+ΔEより低い値であれば、初期散乱位置候補フラグは1とする。高い値であれば、このイベントは排除する。
満たされている場合(ステップS231のYes)、初期散乱位置候補フラグを1にする(ステップS232)。また、満たされていない場合(ステップS231のNo)、初期散乱位置候補フラグを0にする(ステップS233)。そして、いずれの場合も、次のステップ(ステップS241、図11参照)へ進む。
すなわち、最近接段の次段以降の検出イベントについて、順次検出エネルギを374[keV]−ΔEと比較し、高ければ初期散乱位置候補フラグを1とする。低ければ初期散乱位置候補フラグを0とする。
なお、次段以降の処理を行わない場合は、ステップS221,S231,S232,S233の処理を省略する。
さらに、θi−Δθi<180°−∠OAiAj<θi+Δθiを満たすものが存在するか否かを判断する(ステップS243)。
この条件を満たすものが存在しない場合は(ステップS243のNo)、そのイベント位置Aiは棄却し(ステップS244)、処理を終了する。
この条件を満たすものが存在する場合は(ステップS243のYes)、そのイベント位置を初期散乱位置として決定し、処理を終了する。
すなわち、初期散乱位置候補フラグが1となったイベントの検出位置Aiについて、検出エネルギから推定散乱角θiを算出し、他の各検出位置Ajとを結ぶすべての線分に対して180°−∠OAiAjを求めて、これがθi±Δθiには入っている位置にあった場合、Aiを初期散乱位置として決定する(ステップS245)。
これらの処理は、信号処理装置7内で行うよう構成してもよいし、コンピュータ11内で行うよう構成してもよい。
本発明による好適な実施形態について一例を示したが、本発明は前記した各実施形態に限定されるものでなく、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、次の実施形態が考えられる。
(1)前記実施形態では、ユニットデータ統合装置112が、1つの検出器ユニット15の範囲内における検出器4からの複数の信号を処理するように記載したが、複数の検出器ユニット15にわたってγ線が散乱する可能性がある場合は、ユニットデータ統合装置112が、それらの複数の検出器ユニット15に属する検出器4からの信号を配線13経由で入力し、処理するように構成することも可能である。
(2)前記実施形態では、放射線検査装置1としてPET装置を例に示したが、吸収補正を行うSPECT装置でも同様のことが可能である。この場合、外部線源20はコバルト−57(57Co)などが用いられる。
(3)γ線が被検体17の方向から検出器4に入射し、散乱すると、減衰したγ線が他の検出器4に入射するため、被検体17に近い方の検出器4は検出感度が高く、被検体17に遠い方の検出器4は検出感度が低くなる。そこで、被検体17に近い方の検出器4を被検体17の体軸に対する法線方向(γ線の入射方向)に短くし、被検体17から遠い方の検出器4を前記法線方向に長くすることによって、検出器4の単位時間あたりのγ線の検出回数を平準化し、検出ミスを減らすことが可能となる。
2 撮像装置
3 ケーシング
4 検出器
5 検出器基板
6 開口部
7 信号処理装置(散乱角推定部)
8 γ線弁別装置
9 同時計数装置
10 断層像作成装置(散乱角推定部)
11 コンピュータ
12 データ記憶装置
13 配線
14 読出回路
15 検出器ユニット
16 ベッド
17 被検体
18 表示装置
20 外部線源
21 外部線源ハウジング
21h ハウジング開口部
22 照射γ線
23 体内散乱位置
24 体内散乱線
30 放射性同位元素
31 エミッションγ線
112 ユニットデータ統合装置
301 エネルギ積算回路
302 ch決定回路
Claims (15)
- エミッションγ線を放出する放射性同位元素が投与された被検体を所定の撮像領域へ配置してエミッション像を撮像する核医学診断装置において、
所定の撮像領域へ照射γ線を放出する外部線源と、前記照射γ線の入射方向に位置分解能を有するように配置された複数の検出器と、前記検出器からの検出信号を基に前記撮像領域内のトランスミッション像を生成するトランスミッション像生成部と、を備える核医学診断装置であって、
所定のタイムウインドウ内に前記検出器によって検出された複数のイベントの検出エネルギの合計が所定のエネルギウインドウ内であるか否かを判定する信号処理部と、
前記信号処理部で判定された複数のイベントのうち、初期散乱位置候補のイベントを選択する初期散乱位置候補選択部と、
前記初期散乱位置候補選択部で選択された前記初期散乱位置候補のイベントについて、前記照射γ線のエネルギおよび該イベントに係る検出エネルギを基に、該イベントに係る散乱γ線の推定散乱角を推定する散乱角推定部と、
前記初期散乱位置候補選択部で選択された前記初期散乱位置候補のイベントについて、前記外部線源の位置、該イベントに係る検出位置および前記散乱角推定部で推定された該イベントに係る散乱γ線の推定散乱角を基に、初期散乱位置のイベントを決定し、該イベントに係る検出位置を初期散乱位置に決定する初期散乱位置決定部と、を有し、
前記初期散乱位置候補選択部は、
前記照射γ線のコンプトンエッジエネルギより大きい検出エネルギが検出されたイベントを前記初期散乱位置候補のイベントから除外する
ことを特徴とする核医学診断装置。 - 前記初期散乱位置候補選択部は、
前記イベントに係る検出位置が、
前記照射γ線の入射方向に配置された複数の検出器のうち、最も前記外部線源に近接して配置された最近接段検出器の位置であるか否かを判定し、
前記検出位置が前記最近接段検出器の位置である場合、
前記イベントに係る検出エネルギが所定の第一エネルギ閾値未満であれば、前記初期散乱位置候補のイベントとして選択する
ことを特徴とする請求項1に記載の核医学診断装置。 - 前記初期散乱位置候補選択部は、
前記イベントに係る検出位置が、
前記照射γ線の入射方向に配置された複数の検出器のうち、最も前記外部線源に近接して配置された最近接段検出器の位置であるか否かを判定し、
前記検出位置が前記最近接段検出器の位置でない場合、
前記イベントに係る検出エネルギが所定の第二エネルギ閾値より大きければ、前記初期散乱位置候補のイベントとして選択する
ことを特徴とする請求項1に記載の核医学診断装置。 - 前記第一エネルギ閾値は、前記照射γ線の散乱角が90°の場合における反跳電子エネルギに基づいて設定される
ことを特徴とする請求項2に記載の核医学診断装置。 - 前記第二エネルギ閾値は、前記照射γ線の散乱角が90°の場合における反跳電子エネルギに基づいて設定される
ことを特徴とする請求項3に記載の核医学診断装置。 - 前記散乱角推定部は、
前記照射γ線のエネルギから前記イベントに係る検出エネルギを減算して、該イベントに係る散乱γ線の散乱角を推定し、
前記初期散乱位置決定部は、
前記散乱角推定部で推定された初期散乱位置候補のイベントに係る散乱γ線の推定散乱角をθiとし、
前記外部線源の位置O、前記初期散乱位置候補のイベントに係る検出位置Ai、検出位置Aiに係るイベントと異なるイベント係る検出位置Ajのなす角を∠OAiAjとし、
180°−∠OAiAjが、所定の誤差範囲Δθiを含むθi±Δθiの範囲内に合致する検出位置Aiを初期散乱位置に決定する
ことを特徴とする請求項1乃至請求項5のいずれか1項に記載の核医学診断装置。 - 前記誤差範囲Δθiは、前記推定散乱角θiの関数である
ことを特徴とする請求項6に記載の核医学診断装置。 - 前記初期散乱位置決定部は、
決定された前記初期散乱位置が複数存在する場合、
前記外部線源に最も近接した前記初期散乱位置を正しい初期散乱位置として決定する
ことを特徴とする請求項1乃至請求項7のいずれか1項に記載の核医学診断装置。 - 前記検出器は、多段検出器または深さ方向検出機能を有する検出器を有するDOI(Depth of Interaction)検出構成であることを特徴とする請求項1乃至請求項8のいずれか1項に記載の核医学診断装置。
- 前記検出器のうち、前記外部線源に対して前段となる検出器は、前記外部線源に対して後段となる検出器よりも、原子番号の小さい元素からなる検出素子を含むことを特徴とする請求項1乃至請求項8のいずれか1項に記載の核医学診断装置。
- 前記前段となる検出器は、珪素(14Si)またはガリウム砒素(31Ga 33As)からなる検出素子を含み、前記後段となる検出器は、テルル化カドミウム(48Cd 52Te)からなる検出素子を含むことを特徴とする請求項10に記載の核医学診断装置。
- 前記検出器は、前記γ線の検出素子として、テルル化カドミウム(CdTe)またはテルル化カドミウム亜鉛(CZT)を有することを特徴とする請求項1乃至請求項8のいずれか1項に記載の核医学診断装置。
- 前記外部線源は、点線源であることを特徴とする請求項1乃至請求項12のいずれか1項に記載の核医学診断装置。
- 前記外部線源は、セシウム−137(137Cs)またはゲルマニウム−68(68Ge)からなることを特徴とする請求項1乃至請求項12のいずれか1項に記載の核医学診断装置。
- PET撮像機能またはSPECT撮像機能を有することを特徴とする請求項1乃至請求項14のいずれか1項に記載の核医学診断装置。
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