JP2000019254A

JP2000019254A - 放射線診断装置

Info

Publication number: JP2000019254A
Application number: JP18894898A
Authority: JP
Inventors: Tsutomu Yamakawa; 勉山河
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 1998-07-03
Filing date: 1998-07-03
Publication date: 2000-01-21

Abstract

(57)【要約】【課題】本発明は、放射線検出器の検出面に対して１
次散乱用検出器を着脱可能とし、その着脱状態に応じて
収集モードを切り換えることにより、高感度の収集が可
能な核医学用の放射線診断装置を提供する。【解決手段】コンプトンカメラ収集モードの場合にお
いては、コリメータ５、６を検出器３、４から取り外し
た後、取り付け部７ａ、７ｂ、７ｃ、７ｄを用いて検出
器３、４の検出面に１次散乱用検出器１０、１１を有す
るコンプトンカメラユニット８、９を取り付ける。コン
プトンカメラユニット８、９が検出器３、４の検出面に
取り付けられたかどうかはスイッチ４８、４９のスイッ
チング状態によって判断され、この判断結果を基にして
収集モードの切換えが行われる。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、放射線を用いて患
者等の被検体の診断用画像情報を求める放射線診断装置
に関するものであり、特に、被検者に投与された放射性
同位元素（ラジオアイソトープ、ＲＩ）により放出され
るガンマ（γ）線のような放射線を１次元または２次元
的に検出して被検体内のＲＩ分布を得るための放射線診
断装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】患者等の被検体に放射性同位元素（ラジ
オアイソトープ、ＲＩ）を注入し、その体内から放出さ
れるガンマ線（γ）のような放射線を１次元または２次
元検出器によって検出してＲＩ分布を取得することによ
り、体内の病変部、血流量、脂肪酸代謝量等の機能分布
像を表示するシングルフォトンエミッションコンピュー
タ断層法（ＳＰＥＣＴ）を用いたＳＰＥＣＴ装置や、複
数の検出器を備え、ポジトロン（陽電子）がエレクトロ
ン（電子）と結合して消滅する際に１８０°方向に放出
されるガンマ線を同時検出してイメージングを行う同時
計数型ポジトロンエミッションコンピュータ断層法（Ｐ
ＥＴ）を用いたＰＥＴ装置が知られている。また、最近
では、ＳＰＥＣＴと同時計数型ＰＥＴを行うために複数
の検出器を備えたＳＰＥＣＴ装置が知られるようになっ
てきている。これらの装置全般を核医学診断装置と総称
する。

【０００３】

【発明が解決しようとする課題】従来のＳＰＥＣＴ装置
では、シンチレータと光電子増倍管（ＰＭＴ）を複数ち
ょう密に配置してガンマ線を検出するアンガー型検出器
が主流を占めていたが、ＳＰＥＣＴ装置が大型になって
いた他、エネルギー分解能や計数特性等に限界があるた
め、現状以上の飛躍的な性能向上は望めなかった。

【０００４】一方、同時計数型ＰＥＴ装置では、酸化ビ
スマスゲルマニウム（ＢＧＯ）検出器と光電子増倍管や
フォトダイオードの組み合わせにより、ガンマ線が１８
０°方向に放出されるタイミングを同時検出してイメー
ジングを行う方法が主流である。

【０００５】さらに、最近では、複数の検出器を有する
アンガー型検出器を用い、同時計数型ＰＥＴをモード切
替によって実現できる核医学診断装置が台頭し、主流に
なりつつある。

【０００６】しかし、いずれの核医学診断装置において
も、ガンマ線を検出する検出器が主としてシンチレータ
で構成されており、この検出器に入射したガンマ線をシ
ンチレータによって一旦微弱な光に変換し、この微弱な
光を光電子倍増管やフォトダイオード等で電気信号に変
換する必要がある。そのため、核医学診断装置が大型と
なり、またその性能に限界があった。

【０００７】そこで、注目されてきているのがテルル化
カドミウム（ＣｄＴｅ）やテルル化カドミウム亜鉛（Ｃ
ｄＺｎＴｅ）等の半導体セルで構成されている半導体検
出器である。この半導体検出器はガンマ線を直接に電気
信号に変換するので（いわゆる直接変換型）、電気信号
への変換効率がよく、しかも半導体セルでガンマ線を個
別に検出できる。従って、このような半導体セルを１次
元または２次元に複数配置して１次元または２次元検出
器を構成することにより、エネルギー分解能や計数特性
（時間分解能）の向上、および核医学診断装置の大幅な
小型軽量化が期待されている。

【０００８】ＣｄＴｅ系半導体では現状のアンガー型検
出器で採用されているヨウ化ナトリウム（ＮａＩ）のよ
うに単結晶構造にすることができないため、小型の検出
器モジュール（半導体の２次元アレイセルと、その下に
この２次元アレイセルの外側にはみ出すことなく形成さ
れているプリアンプおよび読み出し回路とが内蔵されて
いる）をちょう密に配置することにより２次元半導体検
出器を構成した例がある。しかし、検出器モジュール間
の相互接続と各検出器モジュール内部のデッドスペース
に不均一が生じ、また独特のアーチファクトが発生する
ので、核医学画像の再構成が難しかった。しかも、この
ようなモジュール化の場合、各検出器モジュール内部で
可能な信号処理しか行うことができず、同時計数型ＰＥ
Ｔ装置のように５１１ｋｅＶの高エネルギーを処理する
核医学診断装置において複数の検出器モジュール間で同
時計数を観測する場合、現状では、信号処理が飛躍的に
難しくなる。

【０００９】また、このような半導体検出器を用いる場
合においても、被検体側にコリメータが設置されている
ので、感度や空間分解能はコリメータの性能に大きく影
響され、特に、感度の向上には限界があった。

【００１０】本発明は上記事情に鑑みてなされたもので
あり、本発明の目的は、放射線検出器の検出面に対して
１次散乱用検出器を着脱可能とし、その着脱状態に応じ
て収集モードを切り換えることにより、高感度の収集が
可能な核医学診断装置を提供することにある。

【００１１】

【課題を解決するための手段】上記課題を解決するため
に、請求項１に記載の発明は、放射性同位元素が投与さ
れた被検体から放出された放射線を検出する放射線検出
器を備えた核医学用の放射線診断装置において、前記放
射線検出器の検出面に着脱可能な１次散乱用検出器と、
前記１次散乱用検出器および前記放射線検出器の検出結
果を基にして前記放射線の入射軌跡を計測する計測手段
とを備えたことを特徴とする。

【００１２】上記請求項１に記載の発明の核医学用の放
射線診断装置において、請求項２に記載の発明は、前記
放射線検出器は、ＣｄＴｅまたはＣｄＺｎＴｅの半導体
セルを２次元状に配置して構成されていることを特徴と
する。

【００１３】上記請求項１に記載の発明の核医学用の放
射線診断装置において、請求項３に記載の発明は、前記
１次散乱用検出器は、Ｓｉ、ＣｄＴｅ、またはＣｄＺｎ
Ｔｅのいずれかの半導体層をストリップ状に配置して構
成されていることを特徴とする。

【００１４】上記請求項１に記載の発明の核医学用の放
射線診断装置において、請求項４に記載の発明は、前記
計測手段の計測結果を基にしてシングルフォトンを対象
とした収集を行うことを特徴とする。

【００１５】上記請求項１に記載の発明の核医学用の放
射線診断装置において、請求項５に記載の発明は、前記
１次散乱用検出器が前記放射線検出器の検出面に装着さ
れた場合、シングルフォトンを対象とした収集およびポ
ジトロンを対象とした収集を同時に行うことが可能であ
ることを特徴とする。

【００１６】上記課題を解決するために、請求項６に記
載の発明の核医学用の放射線診断装置は、被検体に放射
線を照射する点線源と、被検体を挟んで前記点線源と対
向設置され、放射線を検出する放射線検出器と、前記放
射線検出器の検出面に着脱可能な１次散乱用検出器と、
前記点線源から放射線を照射した場合、前記放射線検出
器および前記１次散乱用検出器の検出結果を基にして放
射線の入射軌跡を計測する計測手段とを備えたことを特
徴とする。

【００１７】上記請求項６に記載の発明の核医学用の放
射線診断装置において、請求項７に記載の発明は、前記
計測手段の計測結果を基にして、被検体では散乱せず、
前記１次散乱用検出器において散乱した放射線のみに関
する情報から画像再構成を行うことを特徴とする。

【００１８】上記課題を解決するために、請求項８に記
載の発明は、被検体に放射線を照射する点線源と、被検
体を挟んで前記点線源と対向設置され、放射線を検出す
る放射線検出器と、前記放射線検出器の検出面に着脱可
能な１次散乱用検出器と、放射線同位元素を被検体に投
与した場合には、被検体から放出された放射線を検出し
た前記放射線検出器の検出結果を基にして被検体の機能
画像を取得し、前記点線源から放射線を照射した場合に
は、被検体を透過した放射線を検出した前記１次散乱用
検出器および前記放射線検出器の検出結果を基にして被
検体の形態画像を取得する画像取得手段とを備えたこと
を特徴とする。

【００１９】上記請求項８に記載の発明の核医学用の放
射線診断装置において、請求項９に記載の発明は、前記
被検体の形態画像を基にして前記被検体の機能画像の吸
収補正処理を行うことを特徴とする。

【００２０】上記請求項８に記載の発明の核医学用の放
射線診断装置において、請求項１０に記載の発明は、前
記点線源と前記１次散乱用検出器および前記放射線検出
器とを被検体の周りを回転させながら前記点線源から放
射線を照射した場合には、前記画像取得手段は、被検体
を透過した放射線を検出した前記１次散乱用検出器およ
び前記放射線検出器の検出結果を基にして被検体の形態
断層画像を取得することを特徴とする。

【００２１】上記請求項１から１０までに記載の核医学
用の放射線診断装置において、請求項１１に記載の発明
は、前記１次散乱用検出器は、放射線の入射方向を制限
するように構成されたコリメータと交換可能に構成され
ていることを特徴とする。

【００２２】上記課題を解決するために、請求項１２に
記載の発明の放射線診断装置は、放射線の１次元または
２次元分布を検出する第１放射線検出器と、前記第１放
射線検出器の検出器前面に着脱可能に取り付けられ、放
射線の１次元または２次元分布を検出する第２放射線検
出器と、前記第１放射線検出器および前記第２放射線検
出器の出力に基づいて、散乱線補正を施した放射線分布
画像を求める画像処理手段とを備えることを特徴とす
る。

【００２３】上記課題を解決するために、請求項１３に
記載の発明の放射線診断装置は、放射線の１次元または
２次元分布を検出する第１放射線検出器と、放射線の１
次元または２次元分布を検出する第２放射線検出器、ま
たは放射線の入射方向を制限するように構成されたコリ
メータを前記第１放射線検出器の検出器全面に着脱可能
に支持する支持手段と、前記第２放射線検出器の取り付
け時に前記第１放射線検出器および前記第２放射線検出
器から出力される信号に基づいて散乱線補正を施した放
射線分布画像を求めるモードと、前記コリメータの取り
付け時に前記第１放射線検出器から出力される信号に基
づいて散乱線補正を施した放射線分布画像を求めるモー
ドとを有する画像処理手段とを備えることを特徴とす
る。

【００２４】

【発明の実施の形態】以下、本発明の実施の形態につい
て図面を参照して説明する。

【００２５】図１は本発明の実施の形態の２検出器対向
型の核医学診断装置の一例であるガンマカメラの概略構
成を示す図である。図１に示す核医学診断装置では、天
板１に載せた患者等の被検体Ｐを挟んで２つの検出器
３、４が対向配置されている。なお、検出器３、４とし
ては、放射性同位元素（ラジオアイソトープ、ＲＩ）が
投与された被検体Ｐから放出されたガンマ（γ）線のよ
うな放射線を検出するための従来のアンガー型の検出
器、または最近脚光を浴びているテルル化カドミウム
（ＣｄＴｅ）、テルル化カドミウム亜鉛（ＣｄＺｎＴ
ｅ）等の半導体セルを２次元のアレー状に配置して飛躍
的な高感度化および高エネルギー分解能化を図った半導
体検出器が用いられるが、特に半導体検出器が望まし
い。従って、本発明の実施の形態では、半導体検出器が
用いられているとして以下説明する。

【００２６】通常のシングルフォトンエミッションコン
ピュータ断層法（ＳＰＥＣＴ）収集モードの場合におい
ては、図１に示すように、２つの検出器３、４の被検体
側の検出面にコリメータ５、６が取付部７ａ、７ｂ、７
ｃ、７ｄによって取付けられる。

【００２７】図２は本発明の実施の形態の同時計数型ポ
ジトロンエミッションコンピュータ断層法（ＰＥＴ）の
核医学診断装置の概略構成を示す図である。同時計数型
ＰＥＴ収集モードの場合においては、図２に示すよう
に、コリメータ６、７を検出器３、４から取り外した状
態で、５１１ｋｅＶのポジトロン（陽電子）核種を被検
体Ｐに投与する。これにより、被検体Ｐ内の５１１ｋｅ
ＶのポジトロンＰＯ１、ＰＯ２に起因して１８０゜方向
に放出されるガンマ線の検出器３、４間での検出タイミ
ングを計測し、その計測結果を基にして同時に発生した
かどうかの認識を行っている。

【００２８】図３は本発明の実施の形態の核医学診断装
置の一例であるコンプトンカメラの概略構成を示す図で
ある。コンプトンカメラ収集モードの場合においては、
コリメータ５、６を検出器３、４から取り外した後、図
３に示すように、取り付け部７ａ、７ｂ、７ｃ、７ｄを
用いて検出器３、４の検出面にコンプトンカメラユニッ
ト８、９を取り付ける。

【００２９】なお、コリメータ５、６またはコンプトン
カメラユニット８、９が検出器３、４の検出面に取り付
けられたかどうかはスイッチ４８、４９のスイッチング
状態によって判断され、この判断結果を基にして後述す
るように収集モードの切換えが行われる。

【００３０】コンプトンカメラユニット８、９は、取付
部７ａ、７ｂ、７ｃ、７ｄを利用して取り付けられ、例
えば１０ｃｍ以上の厚さを有し、ガンマ線が入射した時
に１回散乱し、その散乱の際に失われたエネルギーを示
すエネルギー信号、ガンマ線の散乱した位置を示すアド
レス信号、およびガンマ線が散乱を起こした時間を正確
に反映したトリガー信号をそれぞれ出力する２次元アレ
イの１次散乱用検出器（例えばＳｉ、ＣｄＴｅ、ＣｄＺ
ｎＴｅ等の半導体の薄い層でストリップ状に形成して配
置されているＸ、Ｙストリップ検出器）１０、１１と、
１次散乱用検出器１０、１１の周辺をガンマ線からシー
ルドするための鉛等によって構成されるシールド材１２
ａ、１２ｂ、１２ｃ、１２ｄと、シールド材１２ａ、１
２ｂ、１２ｃ、１２ｄに近接して検出器３、４側に形成
される読み出し回路１３ａ、１３ｂ、１３ｃ、１３ｄ
と、読み出し回路１３ａ、１３ｂ、１３ｃ、１３ｄの出
力信号を検出器３、４の後段に設けられている処理回路
（図示しない）に入力するための信号ラインを有し、取
付部７ａ、７ｂ、７ｃ、７ｄに取り付けられる取付具１
４ａ、１４ｂ、１４ｃ、１４ｄとから構成されている。
これにより、検出器３、４を吸収層としたコンプトンカ
メラを実現している。

【００３１】１次散乱用検出器１０、１１において１次
散乱したガンマ線が検出器３または４に入射した場合に
は、入射したガンマ線のエネルギーが吸収される。この
時、同時計数型ＰＥＴ収集モード時に検出器３、４から
出力されるガンマ線の吸収時間を反映したトリガー信号
と、１次散乱用検出器１０、１１から出力されるガンマ
線の散乱時間を反映したトリガー信号との同時計測を行
うことにより、１次散乱したガンマ線と吸収したガンマ
線のペアが認識される。これにより、１次散乱用検出器
１０、１１に入射するガンマ線のエネルギーＥ１、Ｅ２
と、１次散乱用検出器１０、１１に入射して１次散乱に
より失ったガンマ線のエネルギーＥ１１、Ｅ２１と、検
出器３、４に入射して吸収されたガンマ線のエネルギー
Ｅ１２、Ｅ２２との関係は次式のように表される。

【００３２】Ｅ１＝Ｅ１１＋Ｅ１２（１）Ｅ２＝Ｅ２１＋Ｅ２２（２）Ｅ１２＝Ｅ１／（１＋Ｅ１（１−ｃｏｓθ１）／ｍｏＣ２）（３）Ｅ２２＝Ｅ２／（１＋Ｅ２（１−ｃｏｓθ２）／ｍｏＣ２）（４）なお、θ１、θ２は散乱角、ｍｏは電子の静止質量、Ｃ
は光速度である。

【００３３】以上のことから、上述したエネルギーＥ
１、Ｅ２、Ｅ１１、Ｅ２１、Ｅ１２、Ｅ２２に関する情
報とそれぞれの検出位置に関する情報とを基にして、コ
ンプトンカメラの基本原理からコーン状の広がりを有す
るガンマ線の入射軌跡の推定を行うことが可能となる。
従って、推定された複数のガンマ線の入射軌跡を基にし
て画像再構成を行うことにより、従来のコリメータを用
いた場合に得られるＳＰＥＣＴ画像と比較して、１桁以
上感度が向上したＳＰＥＣＴ画像を得ることができる。

【００３４】図４は本発明の実施の形態の核医学診断装
置の一例であるコンプトンカメラで用いられる１次散乱
用検出器の構成を示す図である。図４（ａ）は１次散乱
用検出器１０の平面図、図４（ｂ）および図４（ｃ）は
１次散乱用検出器１０のＸ方向位置検出部およびＹ方向
位置検出部の側面図を示している。なお、１次散乱用検
出器１１は、１次散乱用検出器１０と同一に構成されて
いる。

【００３５】図４において、１次散乱用検出器１０は、
ＸＹ方向にそれぞれストリップ状に形成されている複数
のストリップ部を有するＸＹ方向位置検出部２０と、Ｘ
Ｙ方向位置検出部２０からの検出信号を処理する読み出
し回路２２、２３、２４、２５とによって構成されてい
る。

【００３６】ＸＹ方向位置検出部２０に設けられている
陰極電極に対して図示しない高電圧ユニットから電圧を
印加する。１次散乱用検出器１０にガンマ線が入射した
場合、読み出し回路２２、２３、２４、２５において、
ＸＹ方向位置検出部２０に設けられている陽極電極から
の検出信号（電荷）はチャージアップされ、波形整形処
理、サンプルホールド処理を通してガンマ線の散乱のタ
イミングを示すトリガー信号等が生成される。

【００３７】図４に示すように、１次散乱用検出器１０
のＸＹ方向位置検出部２０は４つの検出ブロック２０
ａ、２０ｂ、２０ｃ、２０ｄに分割されている。そのた
め、読み出し回路２２、２３、２４、２５は検出ブロッ
ク２０ａ、２０ｂ、２０ｃ、２０ｄの周辺部にそれぞれ
対応して構成される。１次散乱用検出器１０のある位置
において入射したガンマ線が散乱した場合には、Ｘおよ
びＹ方向のそれぞれの任意のストリップ部においてガン
マ線のエネルギーＥ１、Ｅ２に対応する信号が現れ、エ
ネルギーＥ１とＥ２を加算したエネルギー（Ｅ１＋Ｅ
２）が散乱によって失われたガンマ線のエネルギーとな
る。

【００３８】また、大規模な検出面を有する放射線検出
器を使用する場合において十分に高速の信号処理特性を
得ることができない時には、図５に示すように、図４に
示す１次散乱用検出器を複数配置し、複数の１次散乱用
検出器Ｄ１１、Ｄ１２、・・・、Ｄｍｎによって大規模
な検出面を有する１次散乱用検出器ユニット２８を構成
することができる。これにより、例えば１次散乱用検出
器ユニット２８のシールド部分を省くようにすれば、検
出器３、４とほぼ同サイズの検出器を構成することも可
能である。

【００３９】なお、図４に示すように、読み出し回路２
２、２３、２４、２５は、ＸＹ方向位置検出部２０の下
側（すなわち被検体側とは反対側）ではなくＸＹ方向検
出部２０の側部に設けられている。これは、読み出し回
路２２、２３、２４、２５をＸＹ方向位置検出部２０の
下側に設けると、読み出し回路２２、２３、２４、２５
において入射したガンマ線の散乱や吸収が生じる場合が
あり、その場合には正確な計測を行うことができなくな
るからである。

【００４０】図６は本発明の実施の形態の核医学診断装
置の構成を示すブロック図である。図６において、本発
明の実施の形態の核医学診断装置は、検出器３、４と、
１次散乱用検出器１０、１１と、プリアンプ３０、３
１、３２、３３と、ＳＰＥＣＴによるシングルフォトン
を対象とした収集における信号処理を行うシングルフォ
トン処理回路３４、３５と、同時計数型ＰＥＴによるポ
ジトロンを対象とした収集における信号処理を行うＰＥ
Ｔ処理回路３６と、検出器３、４で検出されたガンマ線
がポジトロンに起因して同時に発生したかどうかを認識
する同時計数測定回路３７と、収集モードの切換えを行
う収集モード切換回路３８と、ガンマ線の入射軌跡の推
定計算を行うコンプトンカメラ軌道計算回路３９、４０
と、画像再構成処理を行う画像再構成ユニット４１と、
核医学診断装置各部の動作を制御するための中央処理ユ
ニット（ＣＰＵ）４２と、メモリ４３と、モニタ４４
と、キーボード４５と、検出器３、４に取り付けられる
コリメータ５、６やコンプトンカメラユニット８、９の
着脱状態に対応してスイッチングを行うスイッチ４８、
４９とによって構成されている。

【００４１】検出器３、４は、プリアンプ３０、３１を
介して、ガンマ線の検出位置を示すＸＹアドレス信号、
ガンマ線のエネルギーを示すエネルギー信号、およびガ
ンマ線が吸収された時間を反映したトリガー信号Ｔ１、
Ｔ２をそれぞれ出力する。

【００４２】シングルフォトン処理回路３４、３５は、
図１に示すようにコリメータ５、６が検出器３、４に取
り付けられている場合には、ＸＹアドレス信号およびエ
ネルギー信号を基にしてシングルフォトンを対象とした
信号処理を行う。

【００４３】同時計数測定回路３７は、プリアンプ３
０、３１から出力されたトリガー信号Ｔ１、Ｔ２を基に
して検出器３、４で検出されたガンマ線がポジトロンに
起因して同時に発生したかどうかを認識し、同時計数で
あると認識した場合には、同時計数であることを示す同
時計数認識信号Ｃ１をＰＥＴ処理回路３６に出力する。

【００４４】ＰＥＴ処理回路３６は、図２に示すように
同時計数型ＰＥＴによる収集を行う場合には、同時計数
測定回路３７から出力される同時計数認識信号Ｃ１に応
じて、ＸＹアドレス信号およびエネルギー信号を基にポ
ジトロンを対象とした信号処理を行う。

【００４５】スイッチ４８、４９は、コリメータ５、６
またはコンプトンカメラユニット８、９が検出器３、４
の検出面に着脱された状態に応じてスイッチングするよ
うに構成されている。

【００４６】収集モード切換回路３８は、シングルフォ
トン収集モード（ＳＰＥＣＴ収集モード）、同時計数型
ＰＥＴ収集モード、またはコンプトンカメラ収集モード
の切換を行う。なお、収集モードの切換えは、スイッチ
４８、４９のオン／オフを基にして、または、医師やオ
ペレータ等がキーボード４５により入力した収集モード
に関する情報を基にして行われる。

【００４７】コンプトンカメラ軌道計算回路３９、４０
は、コンプトンカメラ収集モードの場合には、プリアン
プ３２、３３を介して１次散乱用検出器１０、１１から
出力された散乱位置を示すアドレス信号およびエネルギ
ー信号を基にしてガンマ線のコーン状の入射軌跡の推定
計算を行う。

【００４８】画像再構成ユニット４１は、上記各収集モ
ードに応じた処理信号Ａ、Ｂ、Ｃ、Ｄ、Ｅを基にして画
像再構成処理を行う。画像再構成処理の結果として得ら
れた画像はモニタ４４に表示される。

【００４９】次に、本発明の実施の形態の核医学診断装
置の作用について説明する。

【００５０】ＳＰＥＣＴによるシングルフォトンを対象
とした収集を行う場合には、図１に示すように、コリメ
ータ５、６を検出器３、４に取付けた後、被検体ＰにＲ
Ｉを投与する。ＲＩを投与された被検体Ｐから放出され
たガンマ線をコリメータ５、６を通して検出した検出器
３、４は、プリアンプ３０、３１を介して、ガンマ線の
検出位置を示すＸＹアドレス信号およびガンマ線のエネ
ルギーを示すエネルギー信号をそれぞれ出力する。シン
グルフォトン処理回路３４、３５では、検出器３、４か
ら出力されたＸＹアドレス信号およびエネルギー信号を
基にしてシングルフォトンを対象とした信号処理が行わ
れ、その処理結果を示す処理信号Ａ、Ｂが画像再構成ユ
ニット４１に出力される。

【００５１】また、同時計数型ＰＥＴによる５１１ｋｅ
Ｖのポジトロンを対象とした収集を行う場合には、図２
に示すように、コリメータ５、６を検出器３、４から取
り外した後、被検体ＰにＲＩを投与する。被検体Ｐから
放出されたガンマ線を検出した検出器３、４は、プリア
ンプ３０、３１を介して、ＸＹアドレス信号、エネルギ
ー信号、およびガンマ線が吸収された時間を反映したト
リガー信号Ｔ１、Ｔ２をそれぞれ出力する。

【００５２】同時計数測定回路３７では、トリガー信号
Ｔ１、Ｔ２を基にして検出器３、４で検出されたガンマ
線がポジトロンに起因して同時に発生したかどうかが認
識され、同時計数であると認識された場合には、同時計
数であることを示す同時計数認識信号Ｃ１がＰＥＴ処理
回路３６に出力される。

【００５３】ＰＥＴ処理回路３６では、同時計数測定回
路３７から同時計数認識信号Ｃ１が出力された場合に
は、検出器３、４から出力されたＸＹアドレス信号およ
びエネルギー信号を基にしてポジトロンを対象とした信
号処理が行われ、その処理結果を示す処理信号Ｃが画像
再構成ユニット４１に出力される。

【００５４】さらに、コンプトンカメラによるガンマ線
の入射軌跡の推定の計測を行う場合には、図３に示すよ
うに、コリメータ５、６を検出器３、４から取り外した
後、コンプトンカメラユニット８、９を検出器３、４の
検出面に取り付け、被検体ＰにＲＩを投与する。被検体
Ｐから放出され、散乱したガンマ線を検出した１次散乱
用検出器１０、１１は、同時計数型ＰＥＴによる場合の
プリアンプ３０、３１と同様に動作するプリアンプ３
２、３３を介して、ガンマ線の散乱位置を示すＸＹアド
レス信号、散乱したガンマ線のエネルギーを示すエネル
ギー信号、およびガンマ線が散乱された時間を反映した
トリガー信号Ｔ３、Ｔ４をそれぞれ出力する。

【００５５】プリアンプ３２、３３からトリガー信号Ｔ
３、Ｔ４が入力された同時計数測定回路３７では、プリ
アンプ３０、３１から出力されるトリガー信号Ｔ１、Ｔ
２との間で同時計数を計測する。同時計数測定回路３７
において同時計数であると認識された場合にのみ、プリ
アンプ３２、３３を介して１次散乱用検出器１０、１１
から出力されるＸＹアドレス信号およびエネルギー信号
がコンプトンカメラ軌跡計算回路３９、４０に入力され
る。

【００５６】コンプトンカメラ軌道計算回路３９、４０
では、１次散乱用検出器１０、１１から出力されたＸＹ
アドレス信号およびエネルギー信号を基にしてガンマ線
のコーン状の入射軌跡の推定の計算が行われ、その推定
結果を示す処理信号Ｄ、Ｅは画像再構成ユニット４１に
出力される。

【００５７】なお、上述のようにガンマ線の入射軌跡を
推定することにより、放射線検出器の検出面にコリメー
タを配置してガンマ線を物理的にコリメーションするこ
となく、エレクトリカルコリメーションを行うこと、す
なわち、ガンマ線を電気的にコリメーションすることが
できる。

【００５８】これら各収集モードの切換えは収集モード
切換回路３８によって行われる。なお、５１１ｋｅＶの
ポジトロンに起因するガンマ線は、１次散乱用検出器１
０、１１においては散乱を起こさずに通過する場合が多
く、かつシングルフォトンで取り扱うエネルギーがほぼ
３００ｋｅＶ以下であり、ポジトロンで取り扱うエネル
ギーと比較して低い。このことから、同時計数型ＰＥＴ
収集モードとコンプトンカメラ収集モードを、ポジトロ
ン核種とシングルフォトン核種を被検体Ｐに同時に投与
することにより同時に実行することが可能である。しか
し、このような用途の場合には、１０Ｍｃｐｓ以上の計
数率を容易に実現可能で、かつエネルギー分解能に優れ
るＣｄＴｅやＣｄＺｎＴｅ等の半導体セルで構成される
半導体検出器を検出器３、４として採用すれば、より高
感度で高分解能である。

【００５９】それぞれの収集モードに応じて得られた最
終的な処理信号Ａ、Ｂ、Ｃ、Ｄ、Ｅは、画像再構成ユニ
ット４１に入力され、画像再構成ユニット４１において
それぞれの収集目的に応じた画像再構成が行われる。

【００６０】図７および図８は本発明の実施の形態の核
医学診断装置の一例であるコンプトンカメラとガンマ線
点線源または単色Ｘ線源を用いた場合を説明するための
図である。図７では、ガンマ線点線源５０と１次散乱用
検出器１０（１１）が取り付けられた検出器３（４）と
を被検体Ｐを挟んで対向設置して図３に示すコンプトン
カメラ収集モードに設定し、被検体ＰにＲＩを投与する
代わりに、ガンマ線点線源（または単色Ｘ線管球）５０
からガンマ線（またはＸ線）を被検体Ｐに照射し、ガン
マ線（またはＸ線）吸収データを取得する。

【００６１】なお、単色Ｘ線源を使用する場合には、Ｘ
線撮像装置によって得られる形態画像と比較して画質は
劣ることになる。しかし、機能画像である核医学画像と
の重ね合わせや核医学画像における吸収補正処理を行う
ような目的においては単色Ｘ線源を使用することは有益
である。

【００６２】また、図７に示すようなガンマ線点線源５
０と１次散乱用検出器１０が取り付けられた検出器３と
の対向設置において被検体Ｐを挟んで被検体Ｐの回りを
回転させることにより形態画像に対応する断層（ＣＴ）
画像を取得することが可能となる。

【００６３】図８において、コンプトンカメラ収集モー
ドにおいては、ガンマ線や単色Ｘ線の入射した軌跡を推
定することにより、ガンマ線点線源（またはＸ線管球）
５０の位置、ガンマ線（またはＸ線）のエネルギーは既
知であることから、推定したガンマ線の入射軌跡が散乱
線成分によるものかどうかの判定が可能となる。従っ
て、フォトンカウンティングによって散乱線を除去して
画像再構成を行うことができる。

【００６４】例えば、図８に示す場合においては、ガン
マ線のエネルギーＥ１に関する事象は被検体Ｐにおいて
散乱したものとみなして画像再構成には寄与させないよ
うにしている（そのガンマ線に関する情報を画像再構成
においては用いないようにする。）。すなわち、ガンマ
線点線源５０から照射されたガンマ線のエネルギーＥ１
と、被検体Ｐに入射して散乱により失ったガンマ線のエ
ネルギーＥ１０、１次散乱用検出器１０に入射して散乱
により失ったガンマ線のエネルギーＥ１１、および検出
器３に入射して吸収されたガンマ線のエネルギーＥ１２
との関係は次式のように表される。

【００６５】Ｅ１＝Ｅ１０＋Ｅ１１＋Ｅ１２（５）なお、θ１は散乱角である。従って、ガンマ線の散乱角
θ１および検出位置を基にして計算したコーン状の入射
範囲にガンマ線点線源５０が存在しないことになるの
で、このガンマ線は散乱線であるとみなされることにな
る。

【００６６】一方、ガンマ線のエネルギーＥ２に関する
事象は散乱していないものとみなして画像再構成に寄与
させるようにしている（そのガンマ線に関する情報を画
像再構成において用いるようにする）。すなわち、ガン
マ線点線源５０から照射されたガンマ線のエネルギーＥ
２と、被検体Ｐでは散乱せずに１次散乱用検出器１０に
入射して散乱により失ったガンマ線のエネルギーＥ２１
および検出器３に入射して吸収されたガンマ線のエネル
ギーＥ２２との関係は次式のように表される。Ｅ２＝Ｅ２１＋Ｅ２２（６）なお、θ２は散乱角である。従って、散乱角θ２および
検出位置を基にして計算したコーン状の入射範囲にガン
マ線点線源５０が存在することになるので、このガンマ
線は散乱線でないとみなされることになる。

【００６７】以上のような取扱をすることにより、散乱
線成分の少なくコントラスト分解能が向上したガンマ線
透過画像やＸ線画像を得ることが可能である。

【００６８】また、核医学画像の吸収補正処理において
このような画像を使用する場合、核医学で使用される核
種のエネルギーに類似したエネルギーを有する核種や単
色Ｘ線を被検体に照射することにより、非常に正確な吸
収補正処理を行うことが可能になる。

【００６９】なお、Ｘ線（ガンマ線）撮影は、コンプト
ンカメラ収集モードでの高感度ＳＰＥＣＴ収集と同時に
あるいは収集の合間にガンマ線やＸ線を短時間で照射し
て行うことが可能であり、従来のガンマ線を用いた吸収
補正よりも簡便で短時間に行うことができる。

【００７０】特に、ガンマ線点線源を用いてこのように
散乱線を除去した吸収補正処理は、大変簡便であるばか
りか、コンプトンカメラの原理を用いて飛躍的に短時間
に吸収補正データを作成することが可能となる。

【００７１】また、通常のＳＰＥＣＴ収集時などにおい
て、このガンマ線点線源からのガンマ線の照射が不要と
なる場合には、図示しない機械的シャッターを設けるこ
とにより対処することが可能である。

【００７２】このように、本発明により、従来のＳＰＥ
ＣＴ／同時計数型ＰＥＴの付加価値を飛躍的に向上させ
ることが可能となる。

【００７３】本発明は、上述した核医学用の放射線診断
装置以外に、Ｘ線ＣＴ装置、Ｘ線診断装置の散乱線補正
に適用することができる。

【００７４】

【発明の効果】以上、本発明によれば、放射線検出器に
１次散乱用検出器を着脱可能とすることにより、次のよ
うな効果が得られる。

【００７５】（１）従来のＳＰＥＣＴと同時計数型ＰＥ
Ｔを同時に実現する核医学診断装置またはＰＥＴ専用の
核医学診断装置において、コンプトンカメラを構成する
ことが実現可能となり、ＳＰＥＣＴ感度の飛躍的な向上
を実現できる。

【００７６】（２）通常のＳＰＥＣＴ収集、コンプトン
カメラ構成によるＳＰＥＣＴ収集、および同時計数型Ｐ
ＥＴ収集を１台の核医学診断装置で行うことができる。

【００７７】（３）コンプトンカメラ構成によるＳＰＥ
ＣＴ収集と同時計数型ＰＥＴ収集とをポジトロン核種と
シングルフォトン核種の両方を投与することにより同時
に行うことができる。

【００７８】（４）アップグレード対応でコンプトンカ
メラの構成を実現することができる。

【００７９】（５）ガンマ線の入射軌跡を推定すること
により、エレクトリカルコリメーションを行うこと、す
なわちガンマ線を電気的にコリメーションすることがで
きる。

【００８０】（６）コンプトンカメラを構成した核医学
診断装置を用いることにより、散乱線成分を除去して簡
単なＸ線撮影やＣＴ撮影等が可能となる。

【００８１】（７）コンプトンカメラを構成することに
より、核医学画像の吸収補正処理に必要な吸収補正デー
タを散乱線が少なくかつ高感度に収集できる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の実施の形態の２検出器対向型の核医学
診断装置の一例であるガンマカメラの概略構成を示す図
である。

【図２】本発明の実施の形態の同時計数型ＰＥＴの核医
学診断装置の概略構成を示す図である。

【図３】本発明の実施の形態の核医学診断装置の一例で
あるコンプトンカメラの概略構成を示す図である。

【図４】本発明の実施の形態の核医学診断装置で用いら
れる１次散乱用検出器の構成を示す図である。

【図５】本発明の実施の形態の核医学診断装置で用いら
れる１次散乱用検出器を複数配置した大規模な検出面を
有する検出器ユニットの構成を示す図である。

【図６】本発明の実施の形態の核医学診断装置の構成を
示すブロック図である。

【図７】本発明の実施の形態の核医学診断装置の一例で
あるコンプトンカメラとガンマ線点線源または単色Ｘ線
源を用いた場合を説明するための図である。

【図８】本発明の実施の形態の核医学診断装置の一例で
あるコンプトンカメラとガンマ線点線源または単色Ｘ線
源を用いた場合を説明するための図である。

【符号の説明】

Ｐ被検体１天板３、４検出器５、６コリメータ７ａ、７ｂ、７ｃ、７ｄ取付部８、９コンプトンカメラユニット１０、１１１次散乱用検出器１２ａ、１２ｂ、１２ｃ、１２ｄシールド材１３ａ、１３ｂ、１３ｃ、１３ｄ読み出し回路１４ａ、１４ｂ、１４ｃ、１４ｄ取付具２０ＸＹ方向位置検出部２０ａ、２０ｂ、２０ｃ、２０ｄ検出ブロック２２、２３、２４、２５読み出し回路３０、３１、３２、３３プリアンプ３４、３５シングルフォトン処理回路３６ＰＥＴ処理回路３７同時計数測定回路３８収集モード切換回路３９、４０コンプトンカメラ軌道計算回路４１画像再構成ユニット４２ＣＰＵ４３メモリ４４モニタ４５キーボード４８、４９スイッチ５０ガンマ線点線源

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】放射性同位元素が投与された被検体から
放出された放射線を検出する放射線検出器を備えた核医
学用の放射線診断装置において、前記放射線検出器の検出面前面に着脱可能な１次散乱用
検出器と、前記１次散乱用検出器および前記放射線検出器の検出結
果を基にして前記放射線の入射軌跡を計測する計測手段
とを備えたことを特徴とする核医学用の放射線診断装
置。
【請求項２】前記放射線検出器は、ＣｄＴｅまたはＣ
ｄＺｎＴｅの半導体セルを２次元状に配置して構成され
ていることを特徴とする請求項１に記載の核医学用の放
射線診断装置。
【請求項３】前記１次散乱用検出器は、Ｓｉ、ＣｄＴ
ｅ、またはＣｄＺｎＴｅのいずれかの半導体層をストリ
ップ状に配置して構成されていることを特徴とする請求
項１に記載の核医学用の放射線診断装置。
【請求項４】前記計測手段の計測結果を基にしてシン
グルフォトンを対象とした収集を行うことを特徴とする
請求項１に記載の核医学用の放射線診断装置。
【請求項５】前記１次散乱用検出器が前記放射線検出
器の検出面に装着された場合、シングルフォトンを対象
とした収集およびポジトロンを対象とした収集を同時に
行うことが可能であることを特徴とする請求項１に記載
の核医学用の放射線診断装置。
【請求項６】被検体に放射線を照射する点線源と、被検体を挟んで前記点線源と対向設置され、放射線を検
出する放射線検出器と、前記放射線検出器の検出面に着脱可能な１次散乱用検出
器と、前記点線源から放射線を照射した場合、前記放射線検出
器および前記１次散乱用検出器の検出結果を基にして放
射線の入射軌跡を計測する計測手段とを備えたことを特
徴とする核医学用の放射線診断装置。
【請求項７】前記計測手段の計測結果を基にして、被
検体では散乱せず、前記１次散乱用検出器において散乱
した放射線のみに関する情報から画像再構成を行うこと
を特徴とする請求項６に記載の核医学用の放射線診断装
置。
【請求項８】被検体に放射線を照射する点線源と、被検体を挟んで前記点線源と対向設置され、放射線を検
出する放射線検出器と、前記放射線検出器の検出面に着脱可能な１次散乱用検出
器と、放射線同位元素を被検体に投与した場合には、被検体か
ら放出された放射線を検出した前記放射線検出器の検出
結果を基にして被検体の機能画像を取得し、前記点線源
から放射線を照射した場合には、被検体を透過した放射
線を検出した前記１次散乱用検出器および前記放射線検
出器の検出結果を基にして被検体の形態画像を取得する
画像取得手段とを備えたことを特徴とする核医学用の放
射線診断装置。
【請求項９】前記被検体の形態画像を基にして前記被
検体の機能画像の吸収補正処理を行うことを特徴とする
請求項８に記載の核医学用の放射線診断装置。
【請求項１０】前記点線源と前記１次散乱用検出器お
よび前記放射線検出器とを被検体の周りを回転させなが
ら前記点線源から放射線を照射した場合、前記画像取得
手段は、被検体を透過した放射線を検出した前記１次散
乱用検出器および前記放射線検出器の検出結果を基にし
て被検体の形態断層画像を取得することを特徴とする請
求項８に記載の核医学用の放射線診断装置。
【請求項１１】前記１次散乱用検出器は、放射線の入
射方向を制限するように構成されたコリメータと交換可
能に構成されていることを特徴とする請求項１から１０
までのいずれか１項に記載の核医学用の放射線診断装
置。
【請求項１２】放射線の１次元または２次元分布を検
出する第１放射線検出器と、前記第１放射線検出器の検出器前面に着脱可能に取り付
けられ、放射線の１次元または２次元分布を検出する第
２放射線検出器と、前記第１放射線検出器および前記第２放射線検出器の出
力に基づいて、散乱線補正を施した放射線分布画像を求
める画像処理手段とを備えることを特徴とする放射線診
断装置。
【請求項１３】放射線の１次元または２次元分布を検
出する第１放射線検出器と、放射線の１次元または２次元分布を検出する第２放射線
検出器、または放射線の入射方向を制限するように構成
されたコリメータを前記第１放射線検出器の検出器全面
に着脱可能に支持する支持手段と、前記第２放射線検出器の取り付け時に前記第１放射線検
出器および前記第２放射線検出器から出力される信号に
基づいて散乱線補正を施した放射線分布画像を求めるモ
ードと、前記コリメータの取り付け時に前記第１放射線
検出器から出力される信号に基づいて散乱線補正を施し
た放射線分布画像を求めるモードとを有する画像処理手
段とを備えることを特徴とする放射線診断装置。