JP4604974B2 - PET equipment - Google Patents
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Description
本発明は、放射線検査装置に係り、特にX線CT,陽電子放出型CT(ポジトロン・エ
ミッション・コンピューテッド・トモグラフィ (Positron Emission Computed
Tomography)、以下、PETという),単光子放出型CT(シングル・フォトン・エミッ
ション・コンピューテッド・トモグラフィ(Single Photon Emission Computed
Tomography))、以下、SPECTという)、及びデジタルX線検査に用いるフラットパネルディテクタ等に適用するのに好適な放射線検査装置に関するものである。
The present invention relates to a radiation inspection apparatus, and more particularly to X-ray CT, positron emission computed tomography (Positron Emission Computed Tomography).
Tomography, hereinafter referred to as PET), single photon emission computed tomography (Single Photon Emission Computed Tomography)
Tomography)), hereinafter referred to as SPECT), and a radiation inspection apparatus suitable for application to a flat panel detector or the like used for digital X-ray inspection.
被検体である被検診者の体内の機能,形態を無侵襲で撮像する技術として、放射線を用
いた検査がある。放射線検査装置の代表的なものとして、X線CT,デジタルX線検査,
PET及びSPECTがある。
There is an examination using radiation as a technique for non-invasively imaging the function and form of the body of the examinee who is the subject. Typical radiation inspection equipment includes X-ray CT, digital X-ray inspection,
There are PET and SPECT.
PET検査は、放射性核種である陽電子放出核種(15O,13N,11C,18F等)を含む放射性薬剤(PET用薬剤という)を被検診者に投与し、PET用薬剤が体内のどの部位で多く消費されているかを調べる検査、すなわちPET用薬剤に起因して被検診者の体内から放射されるγ線を放射線検出器で検出する行為である。PET用薬剤に含まれた放射性核種から放出された陽電子が、付近の細胞(癌細胞)の電子と結合して陽電子消滅し
511keVのエネルギーを持つ、一対のγ線(対γ線という)を放射する。それらのγ線は、互いにほぼ正反対の方向(180°±0.6°) に放射されるので、この対γ線を放射線検出器で検知すれば、どの2つの放射線検出器の間で陽電子が放出されたかがわかる。それらの多数のγ線対を検知することで、PET用薬剤を多く消費する場所がわかる。そして、例えば陽電子放出核種と糖を結合して製造されたPET用薬剤を用いた場合、糖代謝の激しい癌病巣を発見することが可能である。なお、得られたデータは、アイトリプルイー トランザクション オン ニュークリア サイエンス (IEEE Transaction on
Nuclear Science)NS−21巻の21頁に記載されているフィルタードバックプロジェクション法(Filtered Back Projection Method )により、各ボクセルのデータに変換する。PET検査に用いられる陽電子放出核種(15O,13N,11C,18F等)の半減期は、2分から110分である。
In PET examination, a radiopharmaceutical (referred to as a PET drug) containing a positron emitting nuclide ( 15 O, 13 N, 11 C, 18 F, etc.), which is a radionuclide, is administered to the examinee. This is a test for checking whether a lot is consumed at the site, that is, an act of detecting γ-rays emitted from the body of the examinee due to the PET drug with a radiation detector. The positrons emitted from the radionuclide contained in the PET drug combine with the electrons of nearby cells (cancer cells) and annihilate positrons to emit a pair of γ rays (referred to as γ rays) having energy of 511 keV. To do. Since these γ rays are emitted in directions almost opposite to each other (180 ° ± 0.6 °), if this pair of γ rays is detected by the radiation detector, the positrons between any two radiation detectors are not detected. You can see if it was released. By detecting these many pairs of γ rays, it is possible to find a place where a lot of PET drug is consumed. For example, when a PET drug manufactured by combining a positron emitting nuclide and a sugar is used, it is possible to find a cancer lesion with intense sugar metabolism. The data obtained is based on the iTransaction on Nuclear Science (IEEE Transaction on
Nuclear Science) The data is converted into the data of each voxel by the Filtered Back Projection Method described on
PET検査では、陽電子消滅の際に発生するγ線が体内で減衰するため、トランスミッ
ションデータを撮影しγ線の体内減衰を補正する。トランスミッションデータ撮影とは、
例えば放射線源にセシウムを用いてγ線を入射させ、被検体内を透過した強度を測定する
ことにより被検体内におけるγ線の減衰率を測定する方法である。得られたγ線減衰率を
用いて被検体内部でのγ線減衰率を見積もりPET検査で得られたデータを補正すること
により、より高精度なPET像を得ることが可能である。
In the PET examination, γ rays generated at the time of positron annihilation are attenuated in the body. Therefore, transmission data is photographed to correct the attenuation of γ rays in the body. What is transmission data shooting?
For example, γ-rays are incident on a radiation source using cesium, and the intensity transmitted through the subject is measured to measure the attenuation rate of γ-rays in the subject. By using the obtained γ-ray attenuation rate to estimate the γ-ray attenuation rate inside the subject and correcting the data obtained by the PET examination, it is possible to obtain a more accurate PET image.
現在、PET検査の精度を向上させる方法の一つとして、メディカル イメージング
テクノロジー(MEDICAL IMAGING TECHNOLOGY)第18巻 第1号の15ページに有るように
、反射板をクリスタル中に挿入し、深さ位置を検出するDOI(Depth−Of−Interaction)
検出器を用いることで深さ位置情報取得し、それを用いて画像を再構成し、画質を向上さ
せる方法がある。この方法を使うためには放射線検出器の奥行き方向の位置情報も知るこ
とのできる放射線検出器を用いる必要がある。
Currently, as one of the methods to improve the accuracy of PET inspection, medical imaging
Technology (MEDICAL IMAGING TECHNOLOGY) Vol. 18, No. 1,
There is a method of improving the image quality by acquiring depth position information by using a detector, reconstructing an image using the information. In order to use this method, it is necessary to use a radiation detector capable of knowing positional information of the radiation detector in the depth direction.
しかし、DOI検出器の問題として、信号伝達物質減少に起因する画像劣化がある。例
えば5mm角のBGOシンチレータを用いた場合、信号伝達物質である光子は511keV
のγ線が1つ入射した場合約200個発生する。しかし、上記のDOI検出器のように、
反射材により一部の光子を反射させた場合、信号伝達物質が減少する。光電子増倍管に到
達する信号伝達物質数をN、入射γ線のエネルギーをEとしたとき、エネルギースペクト
ルの広がりσは、(1)式で表され
However, a problem with the DOI detector is image degradation due to a decrease in signal transmission material. For example, when a 5 mm square BGO scintillator is used, the photon that is a signal transmitting material is 511 keV.
When one γ-ray is incident, about 200 are generated. However, like the above DOI detector,
When some photons are reflected by the reflective material, the signal transmission material is reduced. When the number of signal transmitting substances reaching the photomultiplier tube is N and the energy of the incident γ-ray is E, the spread σ of the energy spectrum is expressed by equation (1).
る。このためNが小さくなるとσが増大し、エネルギースペクトルが広がる。エネルギー
スペクトルが広がった場合には、入射γ線のエネルギーと、DOI検出器で発生する信号
との間の相関が悪くなる。その結果、入射γ線のエネルギーを正確に測ることが難しくな
る。
The For this reason, as N decreases, σ increases and the energy spectrum widens. When the energy spectrum spreads, the correlation between the incident γ-ray energy and the signal generated by the DOI detector becomes worse. As a result, it is difficult to accurately measure the energy of incident γ rays.
入射γ線のエネルギーを正確に測れない場合、入射γ線の中に含まれる散乱線を除去す
ることが困難になる。PETでは散乱線を除去するために放射線検出器から出力された信
号をエネルギーフィルターをかけて、あるエネルギー以上のγ線のみを検知する。しかし
、エネルギースペクトルが広がった場合、例えば511keVのγ線が放射線検出器から
出力する信号と、300keVのγ線が放射線検出器から出力する信号とを区別できない
場合、エネルギーフィルターは300keV以下にする必要がある。この場合、300
keV以上の散乱線も同時に計測するため、ノイズが増大する。これはPET画像劣化の
要因となる。
If the energy of incident γ rays cannot be measured accurately, it becomes difficult to remove scattered rays contained in the incident γ rays. In PET, an energy filter is applied to the signal output from the radiation detector in order to remove scattered radiation, and only γ rays with a certain energy or more are detected. However, when the energy spectrum spreads, for example, when the signal output from the radiation detector by 511 keV gamma rays and the signal output from the radiation detector by 300 keV gamma rays cannot be distinguished, the energy filter needs to be 300 keV or less. There is. In this case, 300
Since scattered rays of keV or higher are also measured at the same time, noise increases. This becomes a cause of PET image deterioration.
SPECTは、放射性核種であるシングルフォトン放出核種(99Tc,67Ga,201Tl
等) 、及び特定の腫瘍または特定の分子に集積する性質を有する物質(例えば糖)を含む
放射性薬剤(SPECT用薬剤という)を被検診者に投与し、放射性核種から放出される
γ線を放射線検出器で検出する。SPECTによる検査時によく用いられるシングルフォ
トン放出核種から放出されるγ線のエネルギーは数100keV前後である。SPECT
の場合、単一γ線が放出されるため、放射線検出器に入射したγ線の角度が得られない。
そこで、コリメータを用いて特定の角度から入射するγ線のみを放射線検出器で検出する
ことにより角度情報を得ている。SPECTは、SPECT用薬剤に起因して体内で発生
するγ線を検知してSPECT用薬剤を多く消費する場所を特定する検査方法である。
SPECTの場合も、得られたデータはフィルタードバックプロジェクションなどの方法
により各ボクセルのデータに変換する。なお、SPECTでもトランスミッション像を撮
影することがある。SPECTに用いる99Tc,67Ga,201Tl は、PET用の放射性
核種の半減期よりも長く6時間から3日である。
SPECT is a radionuclide single photon emitting nuclide ( 99 Tc, 67 Ga, 201 Tl.
Etc.), and a radiopharmaceutical (SPECT drug) containing a substance (for example, sugar) having a property of accumulating in a specific tumor or a specific molecule is administered to the examinee, and γ rays emitted from the radionuclide are emitted as radiation. Detect with a detector. The energy of γ rays emitted from a single photon emission nuclide often used at the time of inspection by SPECT is around several hundreds keV. SPECT
In this case, since a single gamma ray is emitted, the angle of the gamma ray incident on the radiation detector cannot be obtained.
Therefore, angle information is obtained by detecting only γ-rays incident from a specific angle by a radiation detector using a collimator. SPECT is an inspection method for identifying a place where a large amount of SPECT drug is consumed by detecting γ rays generated in the body due to the SPECT drug.
Also in the case of SPECT, the obtained data is converted into data of each voxel by a method such as filtered back projection. Note that a transmission image may be taken even in SPECT. 99 Tc, 67 Ga, 201 Tl used for SPECT is 6 hours to 3 days longer than the half-life of the radionuclide for PET.
X線CTはX線源から放出された放射線を被検診者に照射し、その被検診者の体内にお
ける放射線の透過率から体内の形態を撮像する方法である。放射線検出器で測定した体内
を透過したX線の強度を用いて、X線源と放射線検出器との間における体内の線減弱係数
を求める。この線減弱係数を用い、前述のフィルタードバックプロジェクション法により
各ボクセルの線減弱係数を求め、その値をCT値に変換する。
X-ray CT is a method of irradiating a subject with radiation emitted from an X-ray source, and imaging the form of the body from the transmittance of radiation inside the subject's body. Using the intensity of the X-ray transmitted through the body measured by the radiation detector, a linear attenuation coefficient in the body between the X-ray source and the radiation detector is obtained. Using this linear attenuation coefficient, the linear attenuation coefficient of each voxel is obtained by the above-described filtered back projection method, and the value is converted into a CT value.
フラットパネルディテクタは、従来のX線レントゲン検査をデジタル化したデジタルX
線検査に用いる平面型放射線検出器である。フラットパネルディテクタ撮影装置は、従来
のX線フィルムの替りに、その平面型放射線検出器を備えており、体内を透過したX線を
検出して体内減衰情報をデジタル情報として扱い、このデジタル情報をモニタ上に表示す
る。フラットパネルディテクタ撮影装置は、X線フィルムなどが不要であり、また撮像直
後に像を見ることが可能である。
The flat panel detector is a digital X that digitizes the conventional X-ray X-ray examination.
This is a planar radiation detector used for line inspection. The flat panel detector is equipped with a planar radiation detector instead of the conventional X-ray film, detects X-rays transmitted through the body, treats attenuation information in the body as digital information, and uses this digital information. Display on the monitor. The flat panel detector imaging apparatus does not require an X-ray film or the like, and can view an image immediately after imaging.
本発明の目的は、放射線のより正確な到達位置を把握でき、作成される画像の精度を向
上できる放射線検査装置を提供することにある。
An object of the present invention is to provide a radiation inspection apparatus capable of grasping a more accurate arrival position of radiation and improving accuracy of a created image.
上記目的を達成する本発明の特徴は、被検体が寝かせられるベッドと、撮像装置を備え、前記撮像装置は前記被検体からのガンマ線を検出する複数の半導体放射線検出器を有し、第1の前記半導体放射線検出器を通ったガンマ線を検出する第2の前記半導体放射線検出器が設けられ、前記第1の半導体放射線検出器と前記第2の半導体放射線検出器は、前記ベッドの周りで、前記ベッドから離れる方向へ配置され、前記複数の半導体放射線検出器に接続され、前記半導体放射線検出器によって検出されたガンマ線検出信号を同時計数処理する信号処理装置を備え、前記信号処理装置の出力情報である、同時計数された一対のガンマ線の前記ベッドから離れる方向の到達位置情報に基づいて前記被検体の断層像のデータを作成する断層像作成装置を備えるPET装置にある。 A feature of the present invention that achieves the above object includes a bed in which a subject is laid down and an imaging device, the imaging device having a plurality of semiconductor radiation detectors that detect gamma rays from the subject, A second semiconductor radiation detector for detecting gamma rays passing through the semiconductor radiation detector is provided, the first semiconductor radiation detector and the second semiconductor radiation detector being arranged around the bed, A signal processing device arranged in a direction away from the bed, connected to the plurality of semiconductor radiation detectors, and simultaneously counting gamma ray detection signals detected by the semiconductor radiation detectors; A tomographic image creation device for creating tomographic image data of the subject based on arrival position information of a pair of simultaneously counted gamma rays in a direction away from the bed The PET apparatus comprising a certain.
本発明によれば、被検体に対向する放射線検出器から奥行き方向において放射線が到達
した位置をより正確に確認でき、被検体の体内の状態を示す精度のよい画像が得られる。
ADVANTAGE OF THE INVENTION According to this invention, the position which the radiation reached | attained in the depth direction from the radiation detector facing a subject can be confirmed more correctly, and the accurate image which shows the state in the body of a subject is obtained.
以下図面を用いて説明する。
(実施例1)
本発明の好適な一実施例である放射線検査装置を、図1及び図2を用いて以下に説明す
る。本実施例の放射線検査装置1は、PET検査に用いられるものである。放射線検査装
置は、撮像装置2,信号処理装置7,断層像作成装置10,被検診者保持装置14,較正
線源周方向移動装置37及び駆動装置制御装置35を備える。
This will be described below with reference to the drawings.
Example 1
A radiation inspection apparatus according to a preferred embodiment of the present invention will be described below with reference to FIGS. The
撮像装置2は、ケーシング3,多数の放射線検出器4及び放射線検出器支持板5を有し
ている。ケーシング3は、被検体である被検診者が挿入される孔部(貫通孔)6を有する
。多数の放射線検出器(例えば合計10000個)4が、孔部6の周囲を取囲んで、かつ
孔部6の軸方向に配置される。これらの放射線検出器4のうち最も内側に位置する放射線
検出器4は、図2に示すように、孔部6の周囲に環状に配置される。他の放射線検出器4
は、最も内側に配置された上記放射線検出器4を基点に孔部6の中心から放射状になるよ
うに配置される。放射線検出器4は、孔部6の半径方向において異なる位置にも配置され
る。すなわち、本実施例は、孔部6の半径方向において三層になるように三個の放射線検
出器4(例えば、図2に示す放射線検出器4a,4b,4c)を直線状に配置している。
各層の放射線検出器4は、それぞれ環状(例えば、同心円状)に配置される。
The
Are arranged so as to radiate from the center of the
The
放射線検出器4は、図3に示すように、放射線検出器支持板5の側面に取付けられる。
すなわち、放射線検出器4は、リングを半分にした形状を有する放射線検出器支持板5の
側面に放射状に取付けられる。放射線検出器4が取付けられた複数の放射線検出器支持板
5が、孔部6の下方で孔部6の軸方向に配置される。これらの放射線検出器支持板5はケ
ーシング3に固定される。図3は図示していないが、放射線検出器4が取付けられた複数
の放射線検出器支持板5は、孔部6より上方でも孔部6の軸方向に配置され、ケーシング
3に固定される。孔部6より下方に配置された1つの放射線検出器支持板5は、孔部6よ
り上方に配置された1つの放射線検出器支持板5と共に同一面内でリングを形成するよう
に配置される。放射線検出器支持板5は、環状に形成してもよい。
The
That is, the
信号処理装置7は、各放射線検出器4毎に設けられたγ線弁別装置8、及び同時計数装
置9を備える。γ線弁別装置8は配線13により対応する放射線検出器4に接続される。
γ線弁別装置8は放射線検出器4と同じ数だけ設置される。1つの同時計数装置9は、各
γ線弁別装置8に接続される。断層像作成装置10は、コンピュータ11,記憶装置12
及び表示装置13を備える。コンピュータ11は同時計数装置9に接続され、記憶装置
12はコンピュータ11に接続される。表示装置13はコンピュータ11に接続される。
被検診者保持装置14は、支持部材15、及び支持部材15の上端部に位置して長手方向
に移動可能に支持部材15に設置されたベッド16を備える。撮像装置2は、ベッド16
の長手方向と直行する方向に配置される。
The
The same number of gamma
And a
The
It is arrange | positioned in the direction orthogonal to the longitudinal direction.
代表的な放射線検出器として、半導体放射線検出器及びシンチレータがある。シンチレ
ータは、放射線検出部であるクリスタル(BGO,NaIなど)の後部に光電子増倍管な
どを配置する必要があるため、積層配置する場合(例えば、前述の三層)には不向きであ
る。半導体放射線検出器は、光電子増倍管などが不要であるため、積層配置に向いている
。本実施例では、放射線検出器4は、半導体放射線検出器を用いており、検出部である5
mm立方体をカドミウムテルル(CdTe)で構成している。その検出部はガリウムヒ素
(GaAs)またはカドミウムテルル亜鉛(CZT)で構成してもよい。
Typical radiation detectors include semiconductor radiation detectors and scintillators. The scintillator is not suitable for stacking (for example, the above-described three layers) because it is necessary to arrange a photomultiplier tube or the like behind the crystal (BGO, NaI, etc.) that is the radiation detection unit. The semiconductor radiation detector is suitable for a stacked arrangement because a photomultiplier tube or the like is unnecessary. In this embodiment, the
The mm cube is composed of cadmium tellurium (CdTe). The detector may be composed of gallium arsenide (GaAs) or cadmium tellurium zinc (CZT).
較正線源周方向移動装置37は、ガイドレール28及び較正線源装置29を備える。環
状のガイドレール28は、孔部6を取囲むようにケーシングの被検診者保持装置14側の
側面に取付けられる。較正線源装置29は較正線源駆動装置30及び較正線源31を有す
る。較正線源駆動装置30はガイドレール28に移動可能に取付けられる。較正線源駆動
装置30は、図示されていないが、ガイドレール28のラックと噛合うピニオンを有し、
このピニオンを減速機構を介して回転させるモーターを備える。較正線源31は、較正線
源駆動装置30のケーシング(図示せず)に設置されて水平方向に伸縮が可能なアーム
38の先端部に取付けられている。較正線源31は、図4に示すように、一方向に開口を
有するγ線遮蔽体32内にγ線源33を収納している。躯体となるケーシング(図示せず)
が、上記の開口部分を除いてγ線遮蔽体32の外側を覆っている。較正線源31は、γ線
遮蔽体32の開口を塞ぐ移動可能なシャッター34を有する。γ線源33には、511
keVのγ線を放出するGa−Ge線源を用いる。Ga−Ge線源の替りに662keV
のγ線を放出するCs線源を用いてもよい。較正線源31はトランスミッションデータ撮
影時に用いられる線源である。γ線遮蔽体32の開口の前面に配置されたコリメータ39
が、シャッター34の開閉動作を妨げないようにγ線遮蔽体32に取付けられる。
The calibration source
A motor that rotates the pinion via a speed reduction mechanism is provided. The
However, it covers the outside of the γ-
A Ga-Ge source that emits keV gamma rays is used. 662 keV instead of Ga-Ge source
Alternatively, a Cs radiation source that emits γ rays may be used. The
Is attached to the γ-
まず、放射線検査装置1Aを用いたトランスミッションデータ撮影について説明する。
トランスミッションデータ撮影は、較正線源を用いて被検診者の体内のγ線透過率を計測
する手法である。その計測要する時間は、1〜2分程度かかる。較正線源から放出された
γ線は、被検診者を透過した後、放射線検出器4で計測される。較正線源の放射能強度及
び計測されたγ線に基づいて、被検診者の体内でのγ線減衰率を求める。求められたγ線
減衰率は、PET検査における体内散乱(放射性薬剤に起因して体内で発生したγ線が体
内で散乱,減衰する現象)の補正に用いられる。
First, transmission data imaging using the radiation inspection apparatus 1A will be described.
Transmission data imaging is a technique for measuring the gamma ray transmittance in the body of a patient to be examined using a calibration radiation source. The time required for the measurement takes about 1 to 2 minutes. The γ-rays emitted from the calibration source are measured by the
トランスミッションデータ撮影を具体的に述べる。被検診者17が横たわっているベッ
ド16が孔部6内に挿入される。トランスミッションデータ撮影を開始するとき、線源制
御装置69はシャッター34を開く。γ線源33から放出されたγ線は、γ線遮蔽体32
の開口及びコリメータ39を通って被検診者17に照射される。γ線源33からのγ線は
、コリメータ39によって指向性が強くなり進行方向が特定される。駆動装置制御装置
35は、トランスミッションデータ撮影を開始するとき、駆動開始信号を出力して、較正
線源駆動装置30のモーターを回転させる。モーターの回転によって、較正線源駆動装置
30はガイドレール28に沿って被検診者17の周囲を移動する。較正線源31は孔部6
内で被検診者17の周囲を移動する。このため、較正線源31から放出された高指向性の
γ線は、被検診者17に周方向のあらゆる位置から照射される。ベッド16が孔部6の反
対側に向かって移動する。被検診者17を透過したそのγ線は放射線検出器4によって計
測される。高指向性のγ線が照射されるため、放射線検出器4が計測するγ線は、非散乱
のγ線であり、γ線源33より放出された時と同じ511keVのエネルギーを有する。
The transmission data shooting will be specifically described. The
The subject 17 is irradiated through the aperture and the
It moves around the
放射線検出器4は、被検診者17を透過したγ線を計測してγ線撮像信号を出力する。
このγ線撮像信号に対して、後述のPET検査時に検出されるγ線撮像信号と同様に、γ
線弁別装置8はパルス信号を発生し、同時計数装置9はパルス信号を計数してその計数値
、及び対γ線を検出した2つの検出点(孔部6の軸心を中心にしてほぼ180°方向が異
なって配置された一対の放射線検出器4の位置)を出力する。コンピュータ11は、その
計数値、及び2つの検出点の位置情報を記憶装置12に記憶する。トランスミッションデ
ータ撮影を終了するとき、駆動装置制御装置35は、駆動終了信号を出力して、較正線源
駆動装置30のモーターを停止させる。そのとき、線源制御装置69はγ線の外部への放
出を遮るために較正線源31のシャッター34を閉じる。
The
For this γ-ray imaging signal, similarly to the γ-ray imaging signal detected at the later-described PET inspection, γ
The
孔部6の半径方向に直線状に三層配置された3つの放射線検出器4(例えば、図1に示
す放射線検出器4a,4b,4c)を、1つの放射線検出器グループと称する。本実施例
は、複数の放射線検出器グループを有する。放出されたγ線のエネルギーが均一である場
合、理論式によりγ線の検出効率が求まる。放射線検出器4は、検出部を5mm厚さのCdTe
で構成した半導体放射線検出器であるため、511keVのγ線の検出効率は約20%で
ある。そのため、1つの放射線検出器グループにおいて、一層目の放射線検出器4では入
射γ線の約20%が、二層目の放射線検出器4では、一層目の放射線検出器4を透過した
80%のγ線うちの約20%、つまり約16%のγ線が減衰する。三層目の放射線検出器
4では、二層目の放射線検出器を透過した64%のγ線のうちの約20%、すなわち12.8
%のγ線が減衰する。それらの減衰に応じたγ線撮像信号が一層目及び二層目の各放射線
検出器4から出力される。そして、そのγ線撮像信号は、該当する信号処理装置7のγ線
弁別装置8で散乱γ線を除去されてパルス信号に変えられる。その信号処理装置7の同時
計数装置9はパルス信号を計数する。各層の放射線検出器4からのγ線撮像信号を独立に
計測した場合、一層から三層の3つの放射線検出器4の検出効率の理論値の比(約20:
16:12.8 )と大きく異なる(例えば±5%以上異なる)場合は、いずれかの放射線
検出器4が劣化して検出効率が低下していることになる。例えば、それらの3つの放射線
検出器4のうち、どれか1つの放射線検出器4が劣化し、他の2つの放射線検出器4が正
常に動作していた場合、1つの放射線検出器グループでの検出効率の実測値の比は前記の
理論値の比に対して大きく異なる。このため、劣化した放射線検出器4を発見することが
できる。さらに、正常な2つの放射線検出器4の検出効率と前記比から求めた検出効率と
、実測の検出効率から、劣化による検出効率の低下パーセンテージを計算できる。例えば
、1つの放射線検出器グループにおける3つの放射線検出器4の計測値に基づいて求めら
れた検出効率の実測値の比が、20:4:12.8 になったとする。この場合、2層目の
放射線検出器4の検出効率の実測値の比が、上記の検出効率の理論値の比と比較して12
ポイント(低下パーセンテージ:75%)低下いる。このため。2層目の放射線検出器4
は故障していると考えられる。
Three radiation detectors 4 (for example,
Therefore, the detection efficiency of 511 keV γ rays is about 20%. Therefore, in one radiation detector group, about 20% of the incident γ-rays in the first-
% Of gamma rays are attenuated. A γ-ray imaging signal corresponding to the attenuation is output from each
16: 12.8) (for example, different by ± 5% or more), one of the
The point (decrease percentage: 75%) is reduced. For this reason. Second
Is considered to be out of order.
故障検知方法の概念について説明する。ある時点で、γ線源33から放出されたγ線は
、コリメータ39の形状上、1つの放射線検出器グループ内の3つの放射線検出器4(例
えば、図2に示す放射線検出器4a,4b,4c)に入射されるが、他の放射線検出器グ
ループ(例えば、1つの放射線検出器グループに隣接した放射線検出器グループ)内の3
つの放射線検出器4には入射されない。1つの放射線検出器グループに属する放射線検出
器4の検出効率の比を、γ線透過距離及びγ線透過順序を考慮しながら、過去の放射線検
出器4の劣化度合いを記したデータを用いて求める。また、1つの放射線検出器グループ
に属する放射線検出器4の検出効率の理論値の比を、シミュレーションまたは理論計算に
より求める。その1つの放射線検出器グループ内の各放射線検出器4から出力された各γ
線撮像信号に基づいて求めた検出効率の実測値の比と、上記の検出効率の理論値の比とを
比較し、その放射線検出器グループ内の各放射線検出器4が劣化していないか(または劣
化しているか)を判断する。検出効率の実測値の比と、上記の検出効率の理論値の比との
比較は、全放射線検出器グループに対して行う。検出効率の理論値の比は撮像装置2に設
置された放射線検出器4が同じ種類であれば、どれか1つの放射線検出器グループで代表
して算出すればよい。また、各γ線撮像信号に基づいて求めた検出効率の実測値の比と、
過去の放射線検出器4の劣化度合いを記したデータを用いて求めた検出効率の比とを比較
し、その放射線検出器グループ内の各放射線検出器4における劣化の進行状況を判断する
。放射線検出器4が劣化している場合には、記憶装置12に劣化度合いの情報を記憶し、
劣化及び故障をユーザーに知らせる。このような処理を各放射線検出器グループ毎に繰り
返すことにより、撮像装置2に設置された各放射線検出器の検出効率の劣化度合いの把握
及び故障した放射線検出器の摘出が行える。この故障検知方法の概念を適用した具体的な
処理は、図5及び図6を用いて後述する。
The concept of the failure detection method will be described. At a certain point in time, the γ-rays emitted from the γ-
It is not incident on the two
The ratio of the actual value of the detection efficiency obtained based on the line imaging signal is compared with the ratio of the theoretical value of the detection efficiency, and whether each
The ratio of detection efficiency obtained using data describing the degree of deterioration of the
Inform users of deterioration and failure. By repeating such processing for each radiation detector group, it is possible to grasp the degree of deterioration of the detection efficiency of each radiation detector installed in the
次に、放射線検査装置1を用いたPET検査について説明する。被検体である被検診者
17に予め注射等によりPET用薬剤を投与する。その後、PET用薬剤が被検診者17
の体内に拡散して患部(例えば癌の患部)に集まって撮像可能な状態になるまでの所定時
間の間、被検診者17は待機する。PET用薬剤は、検査する患部に応じて選ばれる。そ
の所定時間経過後に、被検診者17はベッド16上に寝かせられ、撮像装置2を用いた
PET検査が実施される。PET検査の実施の際には、ベッド16が撮像装置2に向かっ
て移動され、被検診者17はベット16と共に孔部6内に挿入される。被検診者17の体
内の患部より放出された511keVのγ線(PET用薬剤に18Fを含んでいる場合)は
、放射線検出器4に入射される。各放射線検出器4は、PET用薬剤に起因して患部から
放出されたγ線をそれぞれ検出し、γ線の検出信号(以下、γ線撮像信号という)を出力
する。γ線撮像信号は、該当する配線13を介して該当するγ線弁別装置8に入力される
。γ線弁別装置8は、波形整形装置(図示せず)を有する。この波形整形装置は、入力し
たγ線撮像信号を時間的なガウス分布の波形を有するγ線撮像信号に変換する。PET用
薬剤から放出された陽電子の陽電子消滅(患部で発生)により生成されるγ線のエネルギ
ーは、511keVである。しかし、体内でγ線が散乱した場合、エネルギーは511
keVより低くなる。γ線弁別装置8は、散乱γ線を除去するため、例えばエネルギーが
511keVよりも低い400keVをエネルギー設定値として、このエネルギー設定値
以上のエネルギーを有するγ線撮像信号を通過させるフィルター(図示せず)を備えてい
る。このフィルターは波形整形装置から出力されたγ線撮像信号を入力する。ここで、例
として、400keVをエネルギー設定値としたのは511keVのγ線が放射線検出器
4に入射したときに発生するγ線撮像信号のばらつきを考慮したためである。γ線弁別装
置8は、そのフィルターを通過したγ線撮像信号に対して、所定のエネルギーを有するパ
ルス信号を発生させる。
Next, a PET inspection using the
The
It becomes lower than keV. In order to remove scattered γ-rays, the γ-
同時計数装置9は、全てのγ線弁別装置8から出力されたパルス信号を入力し、各放射
線検出器4から出力された各γ線撮像信号に対する計数値を求める。更に、同時計数装置
9は、トランスミッションデータ撮影時と同様に、前述の対γ線の各γ線に対するそれぞ
れのパルス信号を用いて、その対γ線を検出した2つの検出点の位置情報を求める。これ
らの検出点の位置情報は、コンピュータ11に伝えられ、コンピュータ11によって記憶
装置12に記憶される。前述の各γ線撮像信号に対する計数値も、コンピュータ11によ
り記憶装置12に記憶される。
The
コンピュータ11は、その計数値等を用いて図5及ぶ図6に示す処理手順を実行して被
検診者17の断層像を再構成する。その処理手順の内容を詳細に説明する。PET検査時
における計数値及び該当する検出点の位置情報、及びトランスミッション撮影時における
計数値が、記憶装置12から読み出されて入力される(ステップ40)。放射線検出器グ
ループ内の各放射線検出器に対する検出効率の理論値の比を算出する(ステップ41)。
この論理比は、被検診者17から放出されたγ線透過距離(PET用薬剤に含まれる放射
性核種に応じて変わる)及びγ線透過順序を用いた理論計算により求められる。18Fを含
んでいるPET用薬剤を被検診者17に投与した場合には、放射線検出器グループ内にお
ける一層から三層の3つの放射線検出器4に対する検出効率の理論値の比は約20:16
:12.8 である。本実施例のようにその都度、検出効率の理論値の比を算出するのでは
なく、含まれる放射性核種の異なる各PET用薬剤に対して、放射線検出器グループ内に
おける全放射線検出器に対する検出効率の理論値の比を予め算出して記憶装置12に記憶
させておいてもよい。
The
This logical ratio is obtained by theoretical calculation using the γ-ray transmission distance (which varies depending on the radionuclide contained in the PET drug) and the γ-ray transmission order emitted from the
: 12.8. Instead of calculating the ratio of theoretical values of detection efficiency each time as in the present embodiment, the detection efficiency for all radiation detectors in the radiation detector group for each PET drug having a different radionuclide is included. The ratio of the theoretical values may be calculated in advance and stored in the
次に、劣化した放射線検出器4を抽出する(ステップ42)。ステップ42の処理は、
放射線検出器グループ毎に行われ、図6を用いて具体的に説明する。まず、1つの放射線
検出器グループを選択する(ステップ50)。選択された放射線検出器グループ内の放射
線検出器に対する検出効率の実測値の比を算出する(ステップ51)。すなわち、選択さ
れた放射線検出器グループ内の各放射線検出器4から出力されたそれぞれのγ線撮像信号
に基づいて得られた各計数値を用いて、それらの放射線検出器に対する検出効率の実測値
の比を算出する。検出効率の実測値の比と検出効率の理論値の比との差が設定範囲(理論
値の比に対して±5%の範囲)内にあるかを判定する(ステップ52)。その差が設定範
囲内にある場合(「Yes」の場合)は、選択された放射線検出器グループ内の各放射線検
出器4は、劣化しておらず正常に動作している。その差が設定範囲内にない場合(「No
」の場合)は、その放射線検出器グループ内の劣化している放射線検出器(劣化放射線検
出器という)4を、記憶装置12に記憶させる(ステップ53)。その差が設定範囲内に
ない場合は、その放射線検出器グループ内のいずれか(または全て)の放射線検出器4が
劣化していることを意味する。放射線検出器グループ内の劣化放射線検出器は、各放射線
検出器における検出効率の実測値の比の値とその理論値の比の値とを前述のように比較す
ることによって確認できる。次に、劣化放射線検出器4に関する劣化情報を表示装置13
に出力する(ステップ54)。劣化放射線検出器4に関する劣化情報は、記憶装置12に
記憶されている過去の放射線検出器4の劣化度合いを記したデータを用いて求めた検出効
率の比の情報である。オペレータは、表示装置13に表示された劣化放射線検出器4に関
する劣化情報に基づいて劣化放射線検出器4の劣化の進行状況を判断できる。劣化の進行
度合いが大きな劣化放射線検出器4は新しい放射線検出器4と交換する必要がある。劣化
放射線検出器4の検出効率を補正する(ステップ55)。例えば、1つの放射線検出器グ
ループ内の放射線検出器4a及び4cの実測値の比の値が理論値の比の値と一致しており
、放射線検出器4bの実測値の比の値が理論値の比よりかなり低い場合は、放射線検出器
4a及び4cの各検出効率の実測値の比、及びに放射線検出器4a,4b及び4cの検出
効率の理論値の比に基づいて推測される検出効率を放射線検出器4bの検出効率として補
正する。この補正された検出効率に基づいて求められた計数値は、放射線検出器4bの計
数値として記憶装置12に記憶される。
Next, the deteriorated
This is performed for each radiation detector group, and will be specifically described with reference to FIG. First, one radiation detector group is selected (step 50). A ratio of measured values of detection efficiency to the radiation detectors in the selected radiation detector group is calculated (step 51). That is, using each count value obtained based on each γ-ray imaging signal output from each
”), The deteriorated radiation detector (referred to as a deteriorated radiation detector) 4 in the radiation detector group is stored in the storage device 12 (step 53). If the difference is not within the set range, it means that any (or all)
(Step 54). The deterioration information regarding the
ステップ52が「Yes」のときまたはステップ55の処理が終了したとき、「選択さ
れない放射線グループが残っている」かについて判定する(ステップ56)。ステップ
56の判定が「Yes」の場合には、ステップ57で次の放射線検出器グループが選択さ
れ、ステップ56の判定が「No」になるまで、ステップ51以降の処理が実行される。
ステップ56の判定が「No」になったとき、トランスミッション像を作成する(ステッ
プ43)。すなわち、トランスミッションデータ撮影時に得られたγ線撮像信号に対する
計数値を用いて、被検診者17の体内の各ボクセルにおけるγ線減衰率を算出する。各ボ
クセルにおけるこのγ線減衰率は記憶装置12に記憶される。
When
When the determination in
次に、各放射線検出器間における体内の減衰補正計数を算出する(ステップ44)。
PET検査では対γ線が放出されるため、対γ線の体内における動距離の和に基づいて体
内の減衰補正計数を算出する。PET検査時に得られた計数値,検出点の位置情報及びス
テップ43で算出したγ線減衰率を用いて、後述のステップ47で述べる断層像の再構成
の手法により、被検診者17の断層像を再構成する。まず、ステップ43で得られた各ボ
クセルにおけるγ線減衰率を用いて、対γ線を検出するある一対の放射線検出器4(例え
ば、図7(b)に示す放射線検出器4fと放射線検出器4g)間におけるガンマ線減衰率
をフォワードプロジェクション法により求める。求められたそのガンマ線減衰率の逆数が
減衰補正計数である。ステップ45において、減衰補正計数を用い体内減衰補正を行う。
PET検査時において得られた計数値にその減衰補正計数を掛け合わせることによって、
PET検査時において得られた計数値の補正が行われる。被検診者17の患部で発生した
γ線は体内を透過する間に吸収・減衰されるが、上記の減衰補正計数を用いた補正をPET
検査時において得られた計数値に対して行うことによって、更に高精度な計数値を得るこ
とができる。
Next, an attenuation correction coefficient in the body between each radiation detector is calculated (step 44).
In the PET examination, γ rays are emitted, so the attenuation correction coefficient in the body is calculated based on the sum of the moving distances of the γ rays in the body. Using the count value obtained at the PET examination, the position information of the detection point, and the γ-ray attenuation rate calculated in
By multiplying the count obtained at the time of PET inspection by the attenuation correction count,
Correction of the count value obtained at the time of PET inspection is performed. The gamma rays generated in the affected area of the
By performing on the count value obtained at the time of the inspection, a more accurate count value can be obtained.
更に、ステップ46において、放射線検出器の検出効率差を反映してγ線撮像信号に対
する補正を行う。PET検査では対γ線が放出されるため、対γ線のそれぞれのγ線が到
達する2つの放射線検出器グループ内の検出効率を用いて計数値を補正する必要がある。
つまり、その2つの放射線検出器グループ内でそれぞれγ線を検出した放射線検出器4の
検出効率の補正計数を両方かけることにより補正する。これを具体的に説明する。各放射
線検出器4における検出効率についての、フォワードプロジェクション撮像時における理
論値と実測値との差がステップ42で求められている。放射線検出器グループjにおいて
、i番目の放射線検出器4に対する、フォワードプロジェクション撮像時における、検出
効率の理論値をXfiij、及びステップ45で補正された計数値をXseijとする。い番
目の検出器が故障していると判定され、k番目の検出器が正常である場合、i番目の放射
線検出器に対する補正PET計数値Xsiijは(2)式で表される。iは孔部6に近い放
射線検出器4から1,2,3…となる。(2)式で求められた補正PET計数値(放射線
Xsiij=Xsekj×Xfiij/Xfikj …(2)
検出器の検出効率差を反映して補正された計数値)は記憶装置12に記憶される。
Further, in
That is, the correction is performed by multiplying both the detection efficiency correction counts of the
The count value corrected to reflect the difference in detection efficiency of the detector is stored in the
患部(例えば癌の患部)を含む、被検診者17の断層像を再構成する(ステップ47)
。ステップ47では、ステップ46における補正によって得られた補正PET計数値
Xsiij、及び検出点の位置情報を用いて、断層像の再構成が行われる。その断層像の再
構成について、具体的に説明する。その断層像再構成の処理は、フィルタードバックプロ
ジェクション法を適用し、上記計数値の情報及び検出点の位置情報を用いてコンピュータ
11で行われる。コンピュータ11は、断層像再構成装置である。その断層像は、フィル
タードバックプロジェクション法では、前述した文献に記載されているように、距離t及
び角度θの2つのパラメータによりソートされたデータを用いて再構成される。距離t及
び角度θについて、図2を用いて具体的に説明する。被検診者17の患部から放出された
対γ線が放射線検出器4d,4eで検出されたとする。放射線検出器4dと放射線検出器
4eとを結ぶ直線18の中点を通り、直線18に垂直に交わる直線が19である。基準軸
20(一番内側の放射線検出器4が配置される円の中心点、すなわち孔部6の中心点を通
る直線であればどの方向でもよい)と直線19とのなす角度がθであり、孔部6の中心点
21と直線18との距離がtである。角度θは、対γ線を検出した放射線検出器4dと放
射線検出器4eとを結ぶ直線18が、基準軸20に対してどれだけ回転しているかを表し
ている。
A tomographic image of the
. In
放射線検査装置1は、孔部6の半径方向において複数の放射線検出器4を積層配置して
いるが、この積層配置によって以下に示す新しい機能を発揮できる。例えば、図7(a)
に示すように被検診者17の体内のγ線対発生点22(患部)より発生した2つのγ線
23a,23bが放射線検出器4f,4gに入射した場合を考える。検出器の内部のどの
位置で減衰したかはわからないため、従来法では一対の放射線検出器4f,4hの先端位
置を結ぶ線、つまり図7(b)に示す線24を検出線とした。しかし、放射線検査装置1
では、孔部6の半径方向において放射線検出器4を積層配置しているため、その半径方向
で外側に位置する放射線検出器4gのγ線撮像信号が得られ、放射線検出器4fと放射線
検出器4gとを結ぶ線25を検出線とすることができる。つまり、従来の検出器ではわか
らなかった検出器の奥行き方向における減衰位置を把握することができる。この結果、検
出線25は、γ線対が発生した位置を正確に通るため、画像の精度が向上する。この結果
、検出線がより実際のガンマ線対発生点に近くなるため、測定データの精度が向上する。
In the
Consider the case where two
Then, since the
次に得られた結果をフィルタードバックプロジェクションにより再構成する。コンピュ
ータによって再構成された断層のデータは、記憶装置12に記憶されると共に、表示装置
13に表示される。
The obtained results are then reconstructed by filtered back projection. The tomographic data reconstructed by the computer is stored in the
(1)本実施例は、放射線検出器4を、孔部6の軸方向及び周方向のみならず、半径方
向にも複数配置することにより、従来のPET検査に用いられる放射線検出器のように信
号伝達物質を減らさずに、孔部6の半径方向において細分した位置でのγ線撮像信号を得
ることができる。このため、本実施例は、孔部6の半径方向においてγ線が到達した正確
な位置情報(γ線撮像信号を出力した放射線検出器4の位置情報)を得ることができる。
なお、従来のPET検査では、孔部6の半径方向には1つの放射線検出器を配置し、この
放射線検出器内部に反射材を配置して信号伝達物質が光電子増倍管に到達したパターンに
より、孔部6の半径方向においてγ線が到達した位置の情報を求めていた。このとき、反
射材により信号伝達物質の一部が放射線検出器内で減衰したり、放射線検出器外へ反射し
てしまうため、信号伝達物質が減少し、エネルギー分解能の低下が発生した。
(1) In the present embodiment, a plurality of
In the conventional PET inspection, one radiation detector is arranged in the radial direction of the
(2)本実施例は、孔部6の半径方向において独立した複数の放射線検出器4を配置し
ているため、それぞれの放射線検出器の信号伝達物質の全てをγ線の検出に使用でき、放
射線検出器のエネルギー分解能が向上する。エネルギー分解能の高い放射線検出器をPET
検査で用いた場合、散乱によりエネルギーが減衰したγ線と無散乱の511keVのエネ
ルギーのγ線との区別が可能になる。その結果、γ線弁別装置8のフィルターにより散乱
線をより多く除去することが可能となる。
(2) In this embodiment, since a plurality of
When used in the inspection, it becomes possible to distinguish between γ-rays whose energy has been attenuated by scattering and γ-rays having a non-scattering energy of 511 keV. As a result, more scattered rays can be removed by the filter of the γ-
(3)本実施例は、放射線検出器内の信号伝達物質数を減らすことなく孔部6の半径方
向におけるγ線の正確な到達位置の情報を取得できるため、γ線の正確な到達位置の情報
を使用することによる断層像の精度の向上と、放射線検出器の反射材が不要であることに
より信号伝達物質の減少が阻止でき、エネルギー分解能が向上して散乱線の断層像再構成
への影響を抑えることが可能となった。その結果、本実施例は、断層像の精度、つまり
PET検査の精度を向上できる。
(3) Since this embodiment can acquire information on the exact arrival position of γ rays in the radial direction of the
(4)本実施例は、放射線検出器4として半導体放射線検出器を用いているため、孔部
6の半径方向に複数の放射線検出器4を配置することができ、そのように複数の放射線検
出器4を配置しても撮像装置2が大きくならない。
(4) Since this embodiment uses a semiconductor radiation detector as the
(5)本実施例は、1つの放射線検出器グループ内の各放射線検出器4に対する検出効
率の実測値の比とそれらの放射線検出器4に対する理論値の比とを比較することによって
、それらの放射線検出器4のうちで劣化している放射線検出器4を簡単に見つけることが
できる。特に、孔部6の半径方向において、複数の放射線検出器4を直線状に配置した場
合には、上記の劣化している放射線検出器4を簡単に見つけられる。
(5) In this embodiment, by comparing the ratio of the actual measurement value of the detection efficiency with respect to each
(6)本実施例は、検出効率差によるノイズ及び体内散乱ノイズを一台の撮像装置2を
用いた撮像によって補正することができる。
(6) In this embodiment, noise due to a difference in detection efficiency and in-body scattering noise can be corrected by imaging using a
本実施例のステップ47では、ステップ45で補正した計数値をステップ46で検出効
率差を反映して補正した補正PET係数値を用いて断層像を再構成しているが、ステップ
46での補正を省略してステップ45で補正した計数値を用いてステップ47で断層像を
再構成することも可能である。
In
本実施例では、三個の放射線検出器4を孔部6の半径方向に直線状に配置しているが、
三個の放射線検出器をそのように直線状ではなく、内側から二番目の放射線検出器4を孔
部6の周方向にずらして(例えば一番内側の2つの放射線検出器の間の空間に面するよう
に)配置してもよい。このように、孔部6の半径方向に複数の放射線検出器4が直線状に
配置されていない場合には、撮像装置を組立てた後に、各放射線検出器に到達するまでの
γ線の減衰率を試験により測定しなければならない。前述の実施例のように、孔部6の半
径方向に複数の放射線検出器4が直線状に配置されている場合には、放射線検出器4のγ
線の減衰率が分かっているため、そのような試験を行う必要がない。
In the present embodiment, the three
The three radiation detectors are not so linear, and the
Since the attenuation rate of the line is known, there is no need to perform such a test.
なお、本実施例ではトランスミッションの撮影によるγ線の体内吸収補正を行ったが、
その補正の替りに一般的に用いられているPETの補正技術を用いてもよい。体内吸収補
正の他の方法について説明する。別に設置されたX線CT装置を用いて被検診者17を透
過したX線をX線CT装置の放射線検出器で測定する。その放射線検出器から出力された
X線の検出信号の減衰率を用いて被検診者17の断層像を再構成し、体内の各位置での
CT値を求める。得られたCT値から、体内の各位置における物質組成を見積もる。そし
て物質組成データから511keVにおける各位置での線減弱係数を見積もる。得られた
線減弱係数データを用いて、PET検査において一対のγ線を検出した一対の半導体素子
部間の線減弱係数をフォワードプロジェクション法により求める。求められたその線減弱
係数の逆数をγ線撮像信号の計数値に掛け合わせることにより体内減衰によるデータ差の
補正がなされる。
(実施例2)
本発明の他の実施例である放射線検査装置を、図8を用いて以下に説明する。本実施例
の放射線検査装置1Aは、SPECT検査に用いられるものであり、放射線検査装置1の
撮像装置2を撮像装置2Aに、信号処理装置7を信号処理装置7Aに替えた構成を有する
。放射線検査装置1Aにおけるそれら以外の構成は放射線検査装置1と同じである。信号
処理装置7Aは、γ線弁別装置8A、及びγ線弁別装置8Aに接続された計数装置36を
有し、放射線検出器4毎に設けられる。γ線弁別装置8Aは、実施例1におけるγ線弁別
装置8のフィルターにおけるエネルギー設定値400keVを120keVに変えた構成
を有する。撮像装置2Aは、撮像装置2の構成にコリメータ27を付加し、更に撮像装置
2の構成のうち較正線源周方向移動装置37を較正線源周方向移動装置37Aに替えたも
のである。コリメータ27は、最も内側に配置される放射線検出器4の内側に配置され、
放射線検出器支持板5に取付けられる。コリメータ27は、環状をしており、放射線検出
器4に対して斜め入射使用とするγ線を吸収する。本実施例も複数の放射線検出器グルー
プを有する。
In this example, correction of in-vivo absorption of γ-rays by photographing the transmission was performed.
Instead of the correction, a PET correction technique generally used may be used. Another method for correcting in-vivo absorption will be described. Using an X-ray CT apparatus installed separately, X-rays that have passed through the
(Example 2)
A radiation inspection apparatus according to another embodiment of the present invention will be described below with reference to FIG. The radiation inspection apparatus 1A of the present embodiment is used for SPECT inspection, and has a configuration in which the
Attached to the radiation
較正線源周方向移動装置37Aは、ガイドレール28及び較正線源装置29Aを備える
。較正線源装置29Aは較正線源駆動装置30,較正線源31A及びアーム38を有する
。較正線源31Aは、アーム38に取付けられる。図9に示す較正線源31Aは、較正線
源31のγ線源33をγ線源33Aに替えると共に、較正線源31からコリメータ39を
取除いた構成を有する。γ線源33Aは、141keV前後のγ線を放出する線源を用い
る。例えば120keVの57Coを用いる。
The calibration source
まず、放射線検査装置1Aを用いたトランスミッションデータ撮影は、放射線検査装置
1を用いた場合と同様に行われ、被検診者の体内でのγ線減衰率を求める。得られたγ線
減衰率は、SPECT検査における体内散乱の補正に用いられる。放射線検出器4は本例
では120keVのエネルギーを有する。
First, transmission data imaging using the radiation inspection apparatus 1A is performed in the same manner as when the
放出されたγ線のエネルギーが均一である場合、理論式によりγ線の検出効率が求まる
。放射線検出器4は、検出部を5mm厚さのCdTeで構成した半導体放射線検出器である
ため、141keVのγ線の検出効率は約80%である。本例では120keVの線源を
用いているが、検出効率は大差がないので141keVとして処理しても妥当な結果になる。そのため、1つの放射線検出器グループの三層配置された3つの放射線検出器4において、一層目の放射線検出器4で入射γ線の約80%が、二層目の放射線検出器4では、一層目の放射線検出器4を透過した20%のγ線うちの約80%、つまり約16%のγ線が減衰する。三層目の放射線検出器4では、二層目の放射線検出器を透過した4%のγ線のうちの約80%、すなわち3.2 %のγ線が減衰する。それらの減衰に応じたγ線撮像信号が各放射線検出器4から出力される。各層の放射線検出器4からのγ線撮像信号を独立に計測した場合、各層の放射線検出器4の検出効率の実測値の比が理論値の比(80:
16:3.2 )と大きく異なる(例えば±5%以上異なる)場合は、いずれかの放射線検
出器4が劣化している。本実施例も、実施例1と同様にして、1つの放射線検出器グルー
プ内における劣化放射線検出器4を見つけることができ、劣化による検出効率の低下パー
センテージを得ることができる。本実施例における故障検知方法の概念について説明する
。
When the energy of emitted γ-rays is uniform, the detection efficiency of γ-rays can be obtained by a theoretical formula. Since the
16: 3.2) is significantly different (for example, ± 5% or more), one of the
本実施例では、ある時点でγ線源33Aから放出されたγ線は、コリメータ27の形状
上、1つの放射線検出器グループ内の3つの放射線検出器4に入射されるが、例えば、そ
の1つの放射線検出器グループに隣接した他の放射線検出器グループ内の3つの放射線検
出器4には入射されない。このような本実施例においても、実施例1で述べた故障検知方
法の概念が適用され、後述するが図5及び図6に示す処理とほぼ同じ処理が適用される。
In the present embodiment, γ rays emitted from the
放射線検査装置1Aを用いたSPECT検査について説明する。SPECT用薬剤を投
与された被検診者が横たわっているベッド16が撮像装置2Aの孔部6内に挿入される。
SPECT用薬剤は、被検診者17の患部に集まっている。SPECT用薬剤に起因して
被検診者17の体内の患部から放出された141keVのγ線(SPECT用薬剤に99Tc
を含んでいる場合)は、実施例1と同様に、各放射線検出器4によって検出される。各放
射線検出器4から出力されたγ線撮像信号は、該当するγ線弁別装置8Aに入力される。
γ線弁別装置8Aは、フィルターでエネルギー設定値120keV以上のエネルギーを有
するγ線撮像信号(散乱γ線を含まない)を通過させ、このγ線撮像信号に対して所定の
エネルギーを有するパルス信号を発生させる。計数装置36は、そのパルス信号を用いて
計数を行い、γ線撮像信号に対する計数値を求める。計数装置36はその計数値と共に検
出点の位置情報(そのγ線撮像信号を出力した放射線検出器4の位置情報)を出力する。
コンピュータ11は、その計数値を、検出点の位置情報と関連つけて記憶装置12に記憶
する。
The SPECT inspection using the radiation inspection apparatus 1A will be described. The
The SPECT drug is gathered in the affected area of the
) Is detected by each
The γ-
The
コンピュータ11は、その計数値等を用いて図5及ぶ図6に示す処理手順を実行して被
検診者17の断層像を再構成する。本実施例では、その処理手順においてステップ40,
41,44,46及び47が実施例1と異なっているがその他のステップの処理は同じで
ある。ここでは、本実施例におけるステップ40,41,44,46及び47の処理につ
いてのみ説明する。本実施例のステップ40では、SPECT検査時における計数値及び
該当する検出点の位置情報、及びトランスミッション撮影時における計数値が、記憶装置
12から読み出されて入力される。ステップ41では、放射線検出器グループ内の各放射
線検出器に対する検出効率の理論値の比を算出する。この論理比は、被検診者17から放
出されたγ線透過距離(SPECT用薬剤に含まれる放射性核種に応じて変わる)及びγ
線透過順序を用いた理論計算により求められる。99Tcを含んでいるSPECT用薬剤を
被検診者17に投与した場合には、放射線検出器グループ内における一層から三層の3つ
の放射線検出器4に対する検出効率の理論値の比は約80:16:3.2である。
The
Although 41, 44, 46 and 47 are different from the first embodiment, the processing of other steps is the same. Here, only the processing of
It is obtained by theoretical calculation using the line transmission order. When a SPECT drug containing 99 Tc is administered to the
本実施例のステップ44では、各放射線検出器間における減衰補正計数が算出される。
PET検査では患部から対γ線が放出されるのに対してSPECT検査では単一γ線が放
出されるため、本実施例のステップ44では、実施例1と異なり、1つの放射線検出器グ
ループ内での各放射線検出器間における減衰補正計数が算出される。すなわち、SPECT検
査では患部からのγ線は1つのSPECT検査時に得られた計数値、及びステップ43で
算出したγ線減衰率を用いて、被検診者17の断層像を再構成する。まず、ステップ43
で得たトランスミッション像をバックプロジェクションして、体内の各位置におけるγ線
減衰率を求める。得られたγ線減衰率を用いて体内の各位置における物質組成を見積もる
。見積もった物質組成データを用い、141keVにおける体内の各位置での線減弱係数
を見積もる。得られた線減弱係数データを用いて、ある放射線検出器に対し、コリメータ
27で入射する方向においてγ線が発生した場合における線減弱係数の平均値をフォワー
ドプロジェクションにより求める。求められたその線減弱係数の逆数が減衰補正計数であ
る。
In
Unlike PET, the PET scan emits anti-γ rays from the affected area, whereas the SPECT test emits single γ rays. Therefore, unlike the first embodiment, in
The transmission image obtained in
更に、本実施例のステップ46では、放射線検出器の検出効率差を反映してγ線撮像信
号に対する補正を行う。SPECT検査では単一γ線が放出されるため、単一γ線が到達
する1つの放射線検出器グループ内の検出効率を用いて計数値を補正する。この補正は、
実施例1で示した(2)式を用いて行われる。(2)式のXsiijは補正SPECT計数
値であり、(2)式で求められたその補正SPECT計数値は記憶装置12に記憶される
。ステップ47では、ステップ46における補正によって得られた補正SPECT計数値
Xsiij、及び検出点の位置情報を用いて、断層像の再構成が行われる。
Further, in
This is performed using the equation (2) shown in the first embodiment. Xsi ij in the equation (2) is a corrected SPECT count value, and the corrected SPECT count value obtained in the equation (2) is stored in the
本実施例も実施例1で生じた効果(1)〜(6)を得ることができる。
(実施例3)
本発明の他の実施例である放射線検査装置を、図10及び図11に基づいて説明する。
本実施例の放射線検査装置1Bは、X線CT検査(X線源60から放射されて被検診者の
体内を透過したX線を放射線検出器で検出する行為)及びPET検査に用いられるもので
あり、放射線検査装置1の撮像装置2を撮像装置2Bに替え、放射線検査装置1の信号処
理装置7を信号処理装置7Aに替えた構成を有する。放射線検査装置1Bにおけるそれら
以外の構成は放射線検査装置1と同じである。撮像装置2Bは、撮像装置2の構成のうち
較正線源周方向移動装置37を較正線源周方向移動装置37Bに替えたものである。較正
線源周方向移動装置37Bは、ガイドレール28及び較正線源装置29Bを備える。較正
線源装置29Bは較正線源駆動装置30,較正線源31,X線源60及びアーム38を有
する。較正線源31及びX線源60は、アーム38の先端部に取付けられる。較正線源
31及びX線源60は、孔部6の周方向に並ぶようにアーム38の先端部に取付けてもよ
い。較正線源周方向移動装置37BはX線源周方向移動装置,X線源装置,較正線源駆動
装置30はX線源駆動装置でもある。本実施例は、駆動装置制御装置35及び線源制御装
置69を有する。
In this example, the effects (1) to (6) produced in Example 1 can be obtained.
(Example 3)
A radiation inspection apparatus according to another embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS.
The
X線源60は図示されていないが公知のX線管を有する。このX線管は、陽極,陰極,
陰極の電流源、及び陽極と陰極との間に電圧を印加する電圧源を外筒内に備える。陰極は
タングステン製のフィラメントである。電流源から陰極に電流を流すことによってフィラ
メントから電子が放出される。この電子は、電圧源から陰極と陽極との間に印加される電
圧(数百kV)によって加速され、ターゲットである陽極(W,Mo等)に衝突する。電
子の陽極への衝突により80keVのX線が発生する。このX線がX線源60から放出さ
れる。
Although not shown, the
A cathode current source and a voltage source for applying a voltage between the anode and the cathode are provided in the outer cylinder. The cathode is a tungsten filament. Electrons are emitted from the filament by passing a current from the current source to the cathode. The electrons are accelerated by a voltage (several hundred kV) applied between the cathode and the anode from the voltage source, and collide with the target anode (W, Mo, etc.). X-rays of 80 keV are generated by the collision of the electrons with the anode. This X-ray is emitted from the
信号処理装置7Aは信号弁別装置61,信号弁別装置61に含まれていないγ線弁別装
置8及び同時係数装置9を有する。各放射線検出器グループ内で最も内側に位置する一層
目(4X)のそれぞれの放射線検出器4毎に信号弁別装置61が接続される。各信号弁別
装置61は、図12に示すように、切替スイッチ62,γ線弁別装置8及びX線信号処理
装置66を有する。切替スイッチ62は可動端子63及び固定端子64及び65を有する
。一層目(4X)の放射線検出器4は配線13によって切替スイッチ62の可動端子63
に接続される。γ線弁別装置8は固定端子64に接続され、X線信号処理装置66は固定
端子65に接続される。電源68のマイナス端子は抵抗67を介して配線13に接続され
、電源68のプラス端子は放射線検出器4に接続される。各放射線検出器グループ内にお
ける内側から二層目(4Y)及び三層目(4Z)に位置するそれぞれの放射線検出器4は
、実施例1と同様に、対応するγ線弁別装置8にそれぞれ接続される。信号弁別装置61
内のγ線弁別装置8を含む全てのγ線弁別装置8は、1つの同時計数装置9に接続される
。実施例1と同様に、幾つかの放射線検出器4毎に1つの同時係数装置9を設けてもよい
。同時計数装置9及びX線信号処理装置66はコンピュータ11に接続される。
The
Connected to. The γ-
All the γ-
まず、トランスミッションデータ撮影が、実施例1と同様に較正線源31を用いて行わ
れる。トランスミッションデータ撮影終了後に、放射線検査であるPET検査及びX線
CT検査が撮像装置2Bを用いて行われる。
First, transmission data imaging is performed using the
本実施例におけるX線CT検査及びPET検査について説明する。注射などの方法によ
り予めPET用薬剤が、体内投与放射能が370MBqになるように被検体である被検診
者17に投与される。所定時間経過後に、被検診者17が横たわったベッド16が撮像装
置2Bの孔部6内に被検診者17と共に挿入される。X線CT検査及びPET検査は撮像装置2Bを用いて行われる。
An X-ray CT inspection and a PET inspection in this embodiment will be described. By a method such as injection, a PET drug is previously administered to the
本実施例における放射線検査を具体的に説明する前に、本実施例の放射線検出の原理に
ついて説明する。X線CT像(X線CTによって得られた、被検体の、内臓及び骨の画像
を含む断層像)のデータは、X線源から放射されたX線を特定の方向に所定時間の間、被
検体に照射し、体内を透過したX線を放射線検出器により検出する作業(スキャン)を繰
り返し、複数の放射線検出器で検出されたX線の強度に基づいて作成される。精度の良い
X線CT像のデータを得るためには、X線CT検査において、X線を検出している放射線
検出器に、PET用薬剤に起因して被検体の内部から放出されるγ線が入射しないことが
望ましい。1つの放射線検出器においてはγ線の入射率に対応して被検体へのX線の照射
時間を短くすればγ線の影響が無視できるので、これにより被検体へのX線の照射時間の
短縮を図った。そのX線の照射時間Tを決めるために、まず、1つの放射線検出器へのγ
線の入射率を考える。PET検査において被検体に投与するPET用薬剤に基づいた体内
の放射能をN(Bq),発生するγ線の体内通過率をA,1つの放射線検出器の立体角か
ら求めた入射率をB,検出素子の感度をCとすると、1つの放射線検出器で検出するγ線
の率α(個/sec )は(3)式で与えられる。(3)式において係数の「2」は、1個の
陽電子消滅の際に一対(2個)のγ線が放出されることを意味している。照射時間T内に
α=2NABC …(3)
1つの検出素子でγ線が検出される確率Wは(4)式で与えられる。(4)式のWの値を
小さくするように照射時間Tを決めることによって、X線CT検査時に、1つの放射線検
W=1−exp(−Tα) …(4)
出器に入射されるγ線の影響は無視できる程度になる。
Before specifically describing the radiation inspection in this embodiment, the principle of radiation detection in this embodiment will be described. X-ray CT images (tomographic images including visceral and bone images of the subject obtained by X-ray CT) are obtained by scanning X-rays emitted from an X-ray source in a specific direction for a predetermined time. The operation (scanning) of irradiating the subject and detecting the X-rays transmitted through the body by the radiation detector is repeated, and is created based on the intensities of the X-rays detected by the plurality of radiation detectors. In order to obtain accurate X-ray CT image data, in the X-ray CT examination, γ-rays emitted from the inside of the subject due to the PET drug to the radiation detector detecting the X-rays Is preferably not incident. In one radiation detector, if the X-ray irradiation time on the subject is shortened corresponding to the incidence rate of γ-rays, the influence of γ-rays can be ignored. Shortening was attempted. In order to determine the irradiation time T of the X-ray, first, γ applied to one radiation detector
Consider the incidence rate of the line. In the PET examination, the radioactivity in the body based on the PET drug administered to the subject in the PET examination is N (Bq), the passing rate of the generated γ-ray in the body is A, and the incidence rate obtained from the solid angle of one radiation detector is B. When the sensitivity of the detection element is C, the rate α (number / sec) of γ rays detected by one radiation detector is given by equation (3). In the formula (3), the coefficient “2” means that a pair (two) of γ-rays are emitted when one positron is annihilated. Within irradiation time T α = 2NABC (3)
The probability W that γ rays are detected by one detection element is given by equation (4). By determining the irradiation time T so as to reduce the value of W in the equation (4), at the time of X-ray CT examination, one radiation examination W = 1−exp (−Tα) (4)
The effect of γ rays incident on the output is negligible.
X線の照射時間Tの一例を以下に述べる。(3)および(4)式に基づいて具体的なX
線の照射時間Tを求めた。PET検査において被検体に投与するPET用薬剤に起因する
体内での放射線の強度は、最大で370MBq程度であり(N=370MBq)、γ線の
体内通過率Aは被検体の体を半径15cmの水と仮定すれば0.6程度(A=0.6)である
。例えば一辺5mmの放射線検出器を半径50cmでリング状に配置する場合を考えると、1
つの放射線検出器の立体角から求めた入射率Bは8×10-6(B=8×10-6)である。
また、放射線検出器の検出感度Cは半導体放射線検出器を使用した場合最大で0.6 程度
(C=0.6 )である。これらの値から1つの放射線検出器のγ線の検出率αは2000
(個/sec)程度である。X線の照射時間Tを例えば1.5μsecとすれば、1つの放射線検
出器がX線検出中にγ線を検出する確率Wは0.003 となり、このγ線はほとんど無視
できる。体内投与放射能を360MBq以下とした場合、X線の照射時間を1.5μsec以
下にすれば、W<0.003つまりγ線の検出確率は0.3%以下となり無視できる。
An example of the X-ray irradiation time T will be described below. Specific X based on formulas (3) and (4)
The irradiation time T of the line was determined. The intensity of radiation in the body due to the PET drug administered to the subject in the PET examination is about 370 MBq at the maximum (N = 370 MBq), and the γ-ray passage rate A in the body is a radius of 15 cm. Assuming water, it is about 0.6 (A = 0.6). For example, when a radiation detector having a side of 5 mm is arranged in a ring shape with a radius of 50 cm, 1
The incidence rate B obtained from the solid angle of the two radiation detectors is 8 × 10 −6 (B = 8 × 10 −6 ).
The detection sensitivity C of the radiation detector is about 0.6 (C = 0.6) at the maximum when a semiconductor radiation detector is used. From these values, the detection rate α of γ rays of one radiation detector is 2000.
It is about (number / sec). If the X-ray irradiation time T is 1.5 μsec, for example, the probability W that one radiation detector detects γ rays during X-ray detection is 0.003, and these γ rays can be almost ignored. When the radioactivity administered to the body is 360 MBq or less, if the X-ray irradiation time is 1.5 μsec or less, W <0.003, that is, the detection probability of γ rays is 0.3% or less and can be ignored.
上記の原理が適用されて撮像装置2Bを用いた本実施例におけるX線CT検査及びPET
検査について具体的に説明する。
X-ray CT examination and PET in the present embodiment using the imaging apparatus 2B by applying the above principle
The inspection will be specifically described.
駆動装置制御装置35は、X線CT検査を開始するとき、駆動開始信号を出力して、較
正線源駆動装置30のモーターに接続された、電源とつながる開閉器(以下、モーター開
閉器という)を閉じる。電流の供給によりモーターが回転して、その回転力が減速機構を
介してピニオンに伝えられ、較正線源装置29B、すなわちX線源60がガイドレール
28に沿って周方向に移動する。X線源60は、孔部6内に挿入された状態で被検診者
17の周囲を設定速度で移動する。X線CT検査終了時には、駆動装置制御装置35は駆
動停止信号を出力してモーター開閉器を開く。これによって、X線源60の周方向への移
動が停止される。本実施例では、周方向に環状に配置された全ての放射線検出器4は、そ
の周方向に移動しなく、かつ孔部6の軸方向にも移動しない。移動しないX線源制御装置
及び駆動装置制御装置から移動するX線源装置への制御信号の伝送はX線源装置の移動に
支障にならない公知の技術を適用する。
When starting the X-ray CT examination, the driving
線源制御装置69はX線源60からのX線の放出時間を制御する。すなわち、線源制御
装置69は、X線発生信号及びX線停止信号を繰り返して出力する。最初のX線発生信号
の出力は、線源制御装置69への上記駆動開始信号の入力に基づいてなされる。X線発生
信号の出力によってX線源60におけるX線管の陽極(または陰極)と電源との間に設け
られた開閉器(以下、X線源開閉器という、図示せず)が閉じられ、第1設定時間経過し
た時にX線停止信号が出力されてX線源開閉器が開き、そして第2設定時間経過した時に
X線源開閉器を閉じる、という制御が繰り返される。陽極と陰極との間には、第1設定時
間の間で電圧が印加され、第2設定時間の間で電圧が印加されない。線源制御装置69に
よるその制御によって、X線管から80keVのX線がパルス状に放出される。第1設定
時間である照射時間Tは、放射線検出器4でのγ線の検出確率を無視できるように例えば
1μsec に設定される。第2設定時間は、X線源60が1つの放射線検出器4とこれに周
方向において隣接する他の放射線検出器4の間を移動する時間T0であり、ガイドレール
28の周方向におけるX線源60の移動速度で定まる。第1及び第2設定時間は線源制御
装置69に記憶されている。
The radiation
X線停止信号及びX線発生信号の繰り返し出力によって、X線源60は、第1設定時間
、すなわち1μsec の間にX線を放出し、第2設定時間の間にX線の放出を停止する。こ
のX線の放出及び停止がX線源60の周方向への移動期間中に繰り返されることになる。
By repeatedly outputting the X-ray stop signal and the X-ray generation signal, the
X線源60から放出されたそのX線は、ファンビーム状に、被検診者17に照射される
。X線源60の周方向の移動によって、被検診者17には周囲よりX線が照射される。被
検診者17を透過したX線は、孔部6の軸心を基点にX線源60から180度の位置にあ
る放射線検出器4を中心に周方向に位置する複数個の放射線検出器4によって検出される
。これらの放射線検出器4は、そのX線の検出信号(以下、X線撮像信号という)を出力
する。このX線撮像信号は、該当する配線13を経て対応するそれぞれの信号弁別装置
61に入力される。上記のX線を検出しているそれらの放射線検出器4は、便宜的に第1
放射線検出器4と称する。
The X-ray emitted from the
This is referred to as
ベッド16上の被検診者17から、PET用薬剤に起因した511keVのγ線が放出
されている。第1放射線検出器4以外の放射線検出器4は、γ線撮像信号を出力する。γ
線を検出している放射線検出器4を、便宜的に第2放射線検出器4と称する。第2放射線
検出器4のうち、一層目に位置する第2放射線検出器4から出力されたγ線撮像信号は該
当する配線13を経て対応するそれぞれの信号弁別装置61に入力され、二層目及び三層
目に位置する第2放射線検出器4から出力されたγ線撮像信号は配線13を経て対応する
それぞれのγ線弁別装置8に入力される。信号弁別装置61は一層目に配置された放射線
検出器4のみが信号弁別装置61に接続されている。これは、X線のエネルギーが80
keVであるため、被検診者17を透過したほとんど(90%以上)のX線が一層目の放
射線検出器4で検出されるからである。
From the
The
This is because most of the X-rays (90% or more) transmitted through the
信号弁別装置61内で、一層目の第2放射線検出器4から出力されたγ線撮像信号はγ
線弁別装置8に伝えられ、第1放射線検出器4から出力されたX線撮像信号はX線信号処
理装置66に伝えられる。このような各撮像信号の伝送は、信号弁別装置61の切替スイ
ッチ62の切替操作によって行われる。切替スイッチ62の可動端子63を固定端子64
または固定端子65に接続する切替操作は、駆動装置制御装置35の出力である切替制御
信号に基づいて行われる。駆動装置制御装置35は、一層目の放射線検出装置4のうち第
1放射線検出器4を選択し、この第1放射線検出器4に接続される信号弁別装置61にお
ける可動端子63を固定端子65に接続する。1つの放射線検出器グループ内での内側か
らの各層の放射線検出器4における検出効率の理論値の比は20:16:12.8 である
。
In the
The X-ray imaging signal transmitted to the
Alternatively, the switching operation for connecting to the fixed
第1放射線検出器4の選択について説明する。較正線源駆動装置30内のモーターには
エンコーダー(図示せず)が連結される。駆動装置制御装置35は、エンコーダーの検出
信号を入力して周方向における較正線源駆動装置30、すなわちX線源60の位置を求め
、このX線源60の位置と180°反対側に位置する放射線検出器4を、記憶している各
放射線検出器4の位置のデータを用いて選択する。X線源60から放射されるX線はガイ
ドレール28の周方向である幅を有しているため、被検診者17を透過したX線を検出す
る放射線検出器4は、選択されたその放射線検出器4以外にも周方向に複数個存在するこ
とになる。駆動装置制御装置35はその複数の放射線検出器4も選択する。これらの放射
線検出器4が、第1放射線検出器である。周方向におけるX線源60の移動に伴って、第
1放射線検出器4も違ってくる。X線源60の周方向への移動に伴って、第1放射線検出
器4も擬似的に周方向に移動しているように見える。駆動装置制御装置35が、X線源
60の周方向への移動に伴って別の放射線検出器4を選択したときには、新たに第1放射
線検出器4となる放射線検出器4に接続された可動端子63は固定端子65に接続される
。X線源60の周方向への移動に伴って第1放射線検出器4でなくなった放射線検出器4
に接続された可動端子63は駆動装置制御装置35によって固定端子64に接続される。
第一層目の個々の放射線検出器4は、X線源60の位置との関係で、あるときは第1放射
線検出器4となり、別のあるときには第2放射線検出器4となる。このため、第一層目の
1つの放射線検出器4は、時間的にずれてX線撮像信号及びγ線撮像信号の両方を出力す
る。
Selection of the
The
Each
第1放射線検出器4は、第1設定時間である1μsec の間にX線源60から照射されて
被検診者17を透過したX線を検出する。1μsec の間に第1放射線検出器4が被検診者
17から放出されるγ線を検出する確率は、前述したように、無視できるほど小さい。
PET用薬剤に起因して被検診者17の体内で発生した多数のγ線は、特定の方向に放出
されるのではなく、あらゆる方向に放出される。これらのγ線は、前述したように、対と
なってほぼ正反対の方向(180°±0.6° )に放出され、いずれかの第2放射線検出
器4によって検出される。
The
A large number of gamma rays generated in the body of the
一層目の放射線検出器4から出力されたX線撮像信号及びγ線撮像信号を入力したとき
の信号弁別装置61の信号処理について説明する。第1放射線検出器4から出力されたX
線撮像信号は、前述したように、切替スイッチ62の作用によってX線信号処理装置66
に入力される。X線信号処理装置66は、入力したX線撮像信号を積分装置によって積算
し、X線撮像信号の積算値、すなわち計測したX線の強度の情報を出力する。X線撮像信
号の強度情報は、コンピュータ11に伝えられ、コンピュータ11によって記憶装置12
に記憶される。一層目の第2放射線検出器4から出力されたγ線撮像信号は、切替スイッ
チ62の作用によってγ線弁別装置8に入力される。信号弁別装置61のγ線弁別装置8
は、エネルギー設定値(400keV)以上のエネルギーを有するγ線撮像信号を入力し
たときに所定のエネルギーを有するパルス信号を発生させる。同時計数装置9は、実施例
1と同様に、全てのγ線弁別装置8から出力されたパルス信号を入力して、各γ線撮像信
号に対する計数値、及び対γ線を検出した2つの検出点の位置情報を出力する。計数値及
び位置情報は、コンピュータ11に伝えられ、コンピュータ11によって記憶装置12に
記憶される。
The signal processing of the
As described above, the X-ray
Is input. The X-ray
Is remembered. The γ-ray imaging signal output from the
Generates a pulse signal having a predetermined energy when a γ-ray imaging signal having an energy equal to or higher than the energy set value (400 keV) is input. As in the first embodiment, the
コンピュータ11は、図13に示す処理を実行する。X線撮像信号の強度,PET検査
時における計数値及び該当する検出点の位置情報、及びトランスミッションデータ撮影時
における計数値が、記憶装置12から読み出されて入力される(ステップ69)。X線撮
像信号の強度を用いて、被検診者17の体内の各ボクセルにおけるX線の減衰率を算出す
る(ステップ70)。この減衰率は記憶装置12に記憶される。被検診者17の横断面の
断層像が、該当する位置でのX線撮像信号の減衰率を用いて再構成される(ステップ71)
。X線撮像信号の減衰率を用いて再構成した断層像をX線CT像と称する。X線CT像を
再構成するために、記憶装置12から読み出されたX線撮像信号の減衰率を用いて、X線
源60と第1放射線検出器4の半導体素子部との間における被検診者17の体内での線減
弱係数を求める。この線減弱係数を用いて、フィルタードバックプロジェクション法によ
り各ボクセルの線減弱係数を求める。各ボクセルの線減弱係数の値を用いて各ボクセルに
おけるCT値を得る。これらのCT値を用いてX線CT像のデータが得られる。このX線
CT像のデータは、記憶装置12に記憶される。次に、被検診者17の横断面の断層像が
、該当する位置でのγ線撮像信号の計数値、及び検出点の位置情報を用いて再構成される
(ステップ72)。γ線撮像信号の計数値を用いて再構成した断層像をPET像と称する
。ステップ72では実施例1で述べた図5のステップ41から47の処理が実行されて
PET像が得られる。このPET像のデータは、記憶装置12に記憶される。PET像の
データとX線CT像のデータとを合成して、両データを含む合成断層像のデータを求め、
記憶装置12に記憶させる(ステップ73)。PET像のデータとX線CT像のデータと
の合成は、両方の像データにおける共通の参照点(例えば、孔部6の中心軸の位置)を合
わせることによって、簡単にかつ精度良く行うことができる。すなわち、PET像のデー
タ及びX線CT像のデータは、共有する放射線検出器4から出力された撮像信号に基づい
て作成されるので、前述のように位置合せを精度良く行える。合成断層像のデータは、記
憶装置12から呼び出されて表示装置13に出力され(ステップ74)、表示装置13に表
示される。表示装置13に表示された合成断層像はX線CT像を含んでいるので、PET
像における患部の、被検診者35の体内での位置を容易に確認することができる。すなわ
ち、X線CT像は内臓及び骨の像を含んでいるので、医者は、患部(例えば、癌の患部)
が存在する位置を、その内臓及び骨との関係で特定することができる。
The
. A tomographic image reconstructed using the attenuation rate of the X-ray imaging signal is referred to as an X-ray CT image. In order to reconstruct the X-ray CT image, the attenuation rate of the X-ray imaging signal read from the
The data is stored in the storage device 12 (step 73). The synthesis of the PET image data and the X-ray CT image data can be easily and accurately performed by matching a common reference point (for example, the position of the central axis of the hole 6) in both image data. it can. That is, since the PET image data and the X-ray CT image data are created based on the imaging signal output from the shared
The position of the affected part in the image in the body of the
Can be specified in relation to its internal organs and bones.
本実施例によれば、実施例1において生じる効果(1)〜(6)を得ることができ、更
に以下に示す効果も得ることができる。
According to the present embodiment, the effects (1) to (6) produced in the first embodiment can be obtained, and the following effects can also be obtained.
(7)本実施例は、孔部6の周囲に配置されたそれらの放射線検出器4によって、被検
体である被検診者17から放出される複数の対γ線を検出できると共に、周方向に移動す
るX線源60から放出されて被検診者17を透過したX線も検出できる(一層目の放射線
検出器4で)。このため、従来技術は撮像装置として透過X線を検出する撮像装置及びγ
線を検出する他の撮像装置を必要としていたが、本実施例は、撮像装置は一台あればよく
、X線CT検査及びPET検査の両方を実施できる放射線検査装置の構成が単純化できる
。
(7) In this embodiment, the
Although another imaging apparatus for detecting a line is required, this embodiment only requires one imaging apparatus, and the configuration of a radiation inspection apparatus that can perform both X-ray CT inspection and PET inspection can be simplified.
(8)本実施例は、孔部6の周囲に配置された一層目の放射線検出器4のそれぞれがX
線撮像信号及びγ線撮像信号の両方を出力する。このような構成も、放射線検査装置の構
成の更なる単純化、及び放射線検査装置の小型化に貢献する。
(8) In this embodiment, each of the first-
Both a line imaging signal and a γ-ray imaging signal are output. Such a configuration also contributes to further simplification of the configuration of the radiation inspection apparatus and miniaturization of the radiation inspection apparatus.
(9)本実施例は、一層目の放射線検出器4の1つの出力信号であるX線撮像信号を用
いて、被検診者35の、内臓及び骨の画像を含む第1の断層像(X線CT像)を再構成で
き、一層目から三層目の各放射線検出器4の出力であるγ線撮像信号を用いて、その被検
診者17の、患部の画像を含む第2の断層像(PET像)を再構成できる。第1断層像の
データ及び第2断層像のデータは、1つの撮像装置2Bの、孔部6の周囲に配置された放
射線検出器4の出力信号に基づいて再構成されているので、第1断層像のデータ及び第2
断層像のデータを精度良く位置合せして合成することができる。このため、精度のよい、
患部,内臓及び骨の画像を含む断層像(合成断層像)を簡単に得ることができる。この合
成断層像によれば、内臓及び骨との関係で、患部の位置を正確に知ることができる。例え
ば、第1断層像のデータ及び第2断層像のデータを、撮像装置2Bの孔部6の軸心を中心
に合わせることによって、簡単に両断層像を合成した画像データを得ることができる。
(9) In this embodiment, a first tomographic image (X and X) of the
The tomographic image data can be accurately aligned and synthesized. For this reason, the accuracy is high.
A tomographic image (synthetic tomographic image) including images of the affected area, internal organs and bones can be easily obtained. According to this synthetic tomographic image, the position of the affected part can be accurately known in relation to the internal organs and bones. For example, by aligning the data of the first tomogram and the data of the second tomogram with the axis of the
(10)本実施例は、第1の断層像を作成するために必要な撮像信号、及び第2の断層
像を作成するために必要な撮像信号を共用する放射線検出器4から得ることができるため
、被検診者17の検査に要する時間(検査時間)を著しく短縮できる。換言すれば、短い
検査時間で、第1の断層像を作成するために必要な撮像信号、及び第2の断層像を作成す
るために必要な撮像信号を得ることができる。本実施例は、従来技術のように、被検診者
を、透過X線を検出する撮像装置からγ線を検出する他の撮像装置まで移動させる必要が
なく、被検診者が動く確率を低減できる。被検診者を、透過X線を検出する撮像装置から
γ線を検出する他の撮像装置まで移動させる必要がなくなることも、被検診者の検査時間
の短縮に寄与する。
(10) This embodiment can be obtained from the
(11)X線信号処理装置66、すなわち第1信号処理装置に入力されるγ線撮像信号
が著しく減少するため、精度の良い第1断層像のデータを得ることができる。このため、
第1断層像のデータと第2断層像のデータとを合成して得られた画像データを用いること
により、患部の位置をより正確に知ることができる。
(11) Since the γ-ray imaging signal input to the X-ray
By using the image data obtained by combining the data of the first tomographic image and the data of the second tomographic image, the position of the affected area can be known more accurately.
(12)本実施例は、配置された放射線検出器群の内側でX線源60が周回するため、
孔部6の直径が大きくなり、一層目に配置できる放射線検出器4の個数を多くすることが
できる。周方向における放射線検出器4の個数の増加は、感度の向上をもたらし、被検診
者17の横断面の分解能を向上させる。
(12) In this embodiment, since the
The diameter of the
(13)本実施例では、X線源60が取付けられるアーム38及びX線源60は放射線
検出器4の内側に位置しているため、それらが被検診者17から放出されるγ線を遮って
、それらの真後ろに位置する放射線検出器4がそのγ線を検出できなく、PET像の作成
に必要な検出データが欠損する可能性がある。しかし、本実施例は、前述のように、較正
源駆動装置30によってX線源60及びアーム38が周方向に周回しているので、実質的
にはデータの欠損は問題とならない。特に、X線源60及びアーム38の周回速度は約1
秒/1スライスであり、最短で数分オーダーのPET検査に要する時間と比較すると十分
短い。これによっても、実質的にはそのデータの欠損は問題にならない。
(実施例4)
本発明の他の実施例である放射線検査装置を、図14を用いて以下に説明する。本実施
例の放射線検査装置75は、フラットパネルディテクタを用いたデジタルX線検査装置で
ある。放射線検査装置75は、支柱77によって支えられるX線源76,複数の放射線検
出器(図示せず)が設置されて支柱79で支えられたフラットパネルディテクタ78,X
線信号処理装置66及びX線像作成装置80を備える。フラットパネルディテクタ78は
、高さ方向及び幅方向に多数の放射線検出器4を配置しており、更に奥行き方向(被検診
者17を透過したX線の進行方向81)にも図15に示すように直線状に放射線検出器
4i,4j,4kのように三層配置されている。図15における82は、X線源76に対
向する面である。X線信号処理装置66は、各放射線検出器4に接続されている。X線像
作成装置80はコンピュータ11,記憶装置12及び表示装置13を有する。記憶装置
12及び表示装置13は全放射線検出器4が接続されているコンピュータ11に接続され
る。
(13) In this embodiment, since the
This is a second / slice, which is sufficiently short compared to the time required for a PET inspection on the order of several minutes at the shortest. Even in this case, the loss of the data is not substantially a problem.
Example 4
A radiation inspection apparatus according to another embodiment of the present invention will be described below with reference to FIG. The radiation inspection apparatus 75 of the present embodiment is a digital X-ray inspection apparatus using a flat panel detector. The radiation inspection apparatus 75 includes an
A line
放射線検査装置75を用いたX線検査について説明する。被検診者17はX線源76を
背にしてX線源76とフラットパネルディテクタ78との間に立っている。X線源76よ
り放出されたX線は、被検診者17を透過してフラットパネルディテクタ78の各放射線
検出器40により検出される。放射線検出器4はX線を検出してX線撮像信号を出力する
。このX線撮像信号はX線信号処理装置66で積算されてX線強度の情報を出力する。各
X線信号処理装置66から出力されたX線強度の情報はコンピュータ11に入力されて記
憶装置13に記憶される。コンピュータ11は、記憶装置12からX線強度の情報を取込
んで被検診者17に対する体内の各位置におけるX線の減衰率を算出する。
An X-ray inspection using the radiation inspection apparatus 75 will be described. The
フラットパネルディテクタ78の面82から奥行き方向に直線上に配置された三層配置
の3つの放射線検出器4で1つの放射線検出器グループが形成される。本実施例でもX線
源76から放出されるX線のエネルギーに応じて放射線検出器グループ内の各放射線検出
器4に対する検出効率の比が変化する。例えば、100keVのX線を用い、2mm角の
CdTeで構成された検出部を有する放射線検出器4で被検診者17を透過したそのX検
を検出した場合は、放射線検出器グループ内での検出効率の理論値の比は約84:13:
2.5である。この検出効率の理論値の比は記憶装置12に記憶されている。
One radiation detector group is formed by three
2.5. The ratio of the theoretical values of the detection efficiency is stored in the
コンピュータ11は記憶装置12に記憶されているX線強度の情報を用いて各放射線検
出器グループ内の放射線検出器4に対する検出効率の実測値の比を算出する。コンピュー
タ11は、実施例1のステップ52の処理を実行する。算出された各検出効率の実測値の
比と検出効率の理論値の比との差が設定範囲内にある場合には、コンピュータ11が、算
出した上記のX線の減衰率を用いて被検診者17に関するX線画像である濃淡画像のデー
タを作成する。上記の差が設定範囲内にない場合には、コンピュータ11は実施例1のス
テップ53,54及び55の処理を実行する。ステップ55の処理で劣化放射線検出器の
検出効率が補正された場合には、補正された検出効率に基づいてその放射線検出器に対す
るX線強度を求め、このX線強度を反映して上記のX線減衰率を補正する。コンピュータ
11は、補正されたX線減衰率を用いて上記の濃淡画像のデータを作成する。
The
本実施例は、実施例1で述べた効果(1)〜(5)を得ることができる。但し、効果
(3)はX線画像の精度が向上するとなる。
In the present embodiment, the effects (1) to (5) described in the first embodiment can be obtained. However, the effect (3) improves the accuracy of the X-ray image.
本実施例においても、フラットパネルディテクタ78の奥行き方向に放射線検出器を直
線状に配置しなくてもよい。例えば、図15において、二層目の全ての放射線検出器4が
一層目に配置された2つの放射線検出器4と重なるように(面82から見て)配置するこ
とが可能である。
Also in this embodiment, the radiation detectors need not be arranged linearly in the depth direction of the
次に、検出器を直線状に並べない場合の補正法に関して、フラットパネルディテクタを
用いたデジタルX線検査を用いた例を示す。フラットパネルディテクタを用いた検査装置
は図10と同じであるが、フラットパネルディテクタ70の放射線検出器4は、例えば図
15に示す2層目の放射線検出器4が横にずれた状態で1層目,2層目,3層目が非直線
状に配置されている。このような放射線検出器4の多層配置においても、一部の放射線検
出器4の劣化の確認、及び劣化放射線検出器の計測値に対する補正が可能となる。
(実施例5)
本発明の他の実施例である放射線検査装置を、図16を用いて説明する。本実施例の放
射線検査装置83はX線CT装置である。放射線検査装置83は、アーム86に設置され
たX線源84,アーム86に設置された放射線検出部85,X線処理装置66及び断層像
作成装置88を備える。アーム86は支柱87によって支えられる。X線源84と放射線
検出部85は、相互間に被検診者17が入れる間隔で離れて配置され、相互に対向してい
る。放射線検出部85には、フラットパネルディテクタ78と同様に、高さ方向及び幅方
向に多数の放射線検出器4がされ、かつX線源84に対向する面から奥行き方向にも放射
線検出器4が直線状に三層に渡って配置される。アーム86は、詳細な機構が示されてい
ないが、X線源84及び放射線検出部85がベッド16上に横たわっている被検診者17
の周囲を旋回するように回転することができる。
Next, an example using a digital X-ray inspection using a flat panel detector will be shown as a correction method when the detectors are not arranged in a straight line. The inspection apparatus using the flat panel detector is the same as that in FIG. 10, but the
(Example 5)
A radiation inspection apparatus according to another embodiment of the present invention will be described with reference to FIG. The radiation inspection apparatus 83 of the present embodiment is an X-ray CT apparatus. The radiation examination apparatus 83 includes an
It can be rotated to turn around.
放射線検査装置83を用いた検査について説明する。被検診者17はベッド16上に横
たわった状態でX線源84と放射線検出部85との間に位置している。X線源84から放
出されたX線は、被検診者17に照射されて被検診者17の体内を透過する。この透過し
たX線は放射線検出部85の各放射線検出器4で検出される。アーム86の回転装置(図
示せず)によって、X線源84及び放射線検出部85が被検診者17の周囲を回転する
(被検診者17のある1断面に対し180°または360°)。各放射線検出器4から出
力されたX線の測定信号は、それぞれのX線信号処理装置66に入力される。X線信号処
理装置66はその測定信号に基づいてX線強度を求める。コンピュータ11は、そのX線
強度に基づいて、回転するX線源84の位置と回転する放射線検出部85のX線源84に
対向する位置との間における、被検診者17の体内でのX線減衰率を算出する。
この線減弱係数は記憶装置12に記憶する。
An inspection using the radiation inspection apparatus 83 will be described. The
This linear attenuation coefficient is stored in the
コンピュータ11は、放射線検出部85のX線源84に対向する面から直線状に三層配
置された各放射線検出器4について検出効率の実測値の比を実施例1のステップ51と同
様に算出し、引続いて実施例1のステップ52,53,54及び55の処理を実行する。
ステップ52の処理で、算出された各検出効率の実測値の比と検出効率の理論値の比との
差が設定範囲内にあると判定された場合には、コンピュータ11は、記憶装置12に記憶
された検出器間と線源の間のX線の減衰率から、先に示したフィルタードバックプロジェ
クション法(Filtered Back Projection Method)などを用いて各ボクセルの線減弱係数
を求め、その値をCT値に変換する。ステップ52の処理で、上記の差が設定範囲内にな
いと判定された場合には、コンピュータ11は、補正された検出効率を用いて記憶装置
12に記憶された線源弱係数を補正し、補正された線源弱係数を用いてCT値を算出する
。コンピュータ11は、各ボクセルのCT値を用いてX線CT像を再構成する。
The
If it is determined in
本実施例は、実施例4で得られる効果を得ることができる。 In the present embodiment, the effects obtained in the fourth embodiment can be obtained.
1,1A,1B,75,83…放射線検査装置、2,2A,2B…撮像装置、3…ケー
シング、4…放射線検出器、5…放射線検出器支持板、6…孔部、7…信号処理装置、8
…γ線弁別装置、9…同時計数装置、10,88…断層像作成装置、11…コンピュータ
、14…被検診者保持装置、16…ベッド、27…コリメータ、28…ガイドレール、
29,29A,29B…較正線源装置、30…較正線源駆動装置、31,31A…較正線
源、33,33A…γ線源、35…駆動装置制御装置、37,37A,37B…較正線源
周方向移動装置、38…アーム、60,76,84…X線源、61…信号弁別装置、62
…切替スイッチ、66…X線信号処理装置、69…線源制御装置、78…フラットパネル
ディテクタ、80…X線像作成装置。
DESCRIPTION OF
Γ-ray discriminating device, 9 coincidence counting device, 10, 88 tomographic image creating device, 11 computer, 14 subject holding device, 16 bed, 27 collimator, 28 guide rail,
29, 29A, 29B ... calibration radiation source device, 30 ... calibration radiation source driving device, 31, 31A ... calibration radiation source, 33,33A ... γ-ray source, 35 ... driving device controller, 37, 37A, 37B ... calibration line Source circumferential direction movement device, 38... Arm, 60, 76, 84... X-ray source, 61.
... Changeover switch, 66... X-ray signal processing device, 69... Source control device, 78... Flat panel detector, 80.
Claims (8)
前記撮像装置は前記被検体からのガンマ線を検出する複数の半導体放射線検出器を有し、The imaging apparatus has a plurality of semiconductor radiation detectors for detecting gamma rays from the subject,
ある前記半導体放射線検出器を通ったガンマ線を検出する他の前記半導体放射線検出器が設けられ、Another semiconductor radiation detector for detecting gamma rays passing through the semiconductor radiation detector is provided;
前記ある半導体放射線検出器と前記他の半導体放射線検出器は、前記ベッドの周りで、前記ベッドから離れる方向へ独立した複数の半導体放射線検出器として配置され、The one semiconductor radiation detector and the other semiconductor radiation detector are arranged as a plurality of semiconductor radiation detectors independent around the bed in a direction away from the bed,
前記複数の半導体放射線検出器に接続され、前記独立した複数の半導体放射線検出器によって独立して検出されたガンマ線検出信号を同時計数処理する信号処理装置を備え、前記信号処理装置の出力情報である、同時計数された一対のガンマ線の前記ベッドから離れる方向の到達位置情報に基づいて前記被検体の断層像のデータを作成する断層像作成装置を備えていることを特徴とするPET装置。A signal processing device connected to the plurality of semiconductor radiation detectors and configured to simultaneously count gamma ray detection signals independently detected by the plurality of independent semiconductor radiation detectors; and output information of the signal processing device. A PET apparatus comprising: a tomographic image creation device that creates tomographic image data of the subject based on arrival position information of a pair of simultaneously counted gamma rays away from the bed.
撮像装置は前記被検体からのガンマ線を検出する複数の半導体放射線検出器を有し、The imaging apparatus has a plurality of semiconductor radiation detectors for detecting gamma rays from the subject,
これらの半導体放射線検出器は、前記撮像装置に形成されて前記ベッドが挿入される孔部の周囲を取囲んで配置され、かつ前記孔部の半径方向において異なる位置にも独立した複数の半導体放射線検出器として配置されており、These semiconductor radiation detectors are arranged around the hole portion formed in the imaging device and into which the bed is inserted, and a plurality of semiconductor radiations that are independent at different positions in the radial direction of the hole portion. Arranged as a detector,
前記半導体放射線検出器に接続され、前記独立した複数の半導体放射線検出器によって独立して検出されたガンマ線検出信号を同時計数処理する信号処理装置を備え、前記信号処理装置の出力情報である、同時計数された一対のガンマ線の前記ベッドから離れる方向の到達位置情報に基づいて前記被検体の断層像のデータを作成する断層像作成装置を備えていることを特徴とするPET装置。A signal processing device connected to the semiconductor radiation detector and configured to simultaneously count gamma-ray detection signals independently detected by the plurality of independent semiconductor radiation detectors, and output information of the signal processing device; A PET apparatus, comprising: a tomographic image creation device that creates tomographic image data of the subject based on arrival position information of a pair of counted gamma rays in a direction away from the bed.
前記断層像作成装置は、前記第1情報に基づいて前記第2情報を補正し、補正された前記第2情報を用いて前記被検体の断層像のデータを作成する請求項7記載のPET装置。The PET apparatus according to claim 7, wherein the tomographic image generation apparatus corrects the second information based on the first information, and generates data of a tomographic image of the subject using the corrected second information. .
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