JP2000500586A - 放出断層撮影用散乱フィルタ - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 コンプトン散乱のために偏向された、一般により低いエネルギーを有するエネルギー線をフィルタ除去する、放出断層撮影用の新規な散乱フィルタである。フィルタは、偏向されていない線の大部分を通過させる。これは、特定の密度および原子数を有する材料層を検出器と線源との間に設けることによって達成される。結果として、得られる生成像は明瞭さおよび質において大きく改善される。

Description

【発明の詳細な説明】 放出断層撮影用散乱フィルタ 本願は、1995年11月22日に出願された、米国仮出願第60/007,511号に基づく優 先権主張を行うものである。 発明の分野 以下に説明する本発明は、一般的には放出断層撮影(emission tomography)に 関し、より詳細には、改善された放出断層撮影像を提供するための散乱フィルタ および方法に関する。 発明の背景 身体内部における、他には接近しようのない領域の視覚像を得ることが、しば しば望まれる。そのような像を作成するために用いられる撮像技術は、磁気共鳴 撮像（MRI）、コンピュータ連動断層撮影（CT）、シングルフォトンエミッショ ンコンピュータ連動断層撮影（SPECT）、および陽電子放出断層撮影（PET）を含 む。これらの技術は、医療分野において特に有用であることが判明している。例 えばPETにおいては、放射性核種を被験生体に内科的に投与する。崩壊する放射 性核種からの陽電子が電子と遭遇してこれを消滅させることにより、一対の消滅 光子(annihilation photon)が得られる。これら一対の消滅光子は、被験者中の 消滅部位からほぼ反対（180°）方向に放出される。 シンチレーション検出器は、放出された光子（ガンマ線とも呼ばれる）を検出 することが可能である。ガンマ線がシンチレーション検出器の原子と相互作用す ると、ガンマ線は、１個のいわゆる光電子あるいはコンプトン電子(Compton ele ctron)を放出する(eject)。放出された電子がシンチレータと相互作用する際、 放出電子はシンチレータ内で光子を典型的には可視スペクトルで放出させる。放 出される光子の数は、放出された電子のエネルギーに比例する。 断層撮影像は、可視光の各閃光(flash)の位置を記録した後、その閃光を発生 させたガンマ線源の位置および形状を計算することにより作成される。 ここで、シンチレーション検出器に打ち当たる全てのガンマ線が、１個の光電 子を放出させるわけではないことに注意しなければならない。ガンマ線の中には 、相互作用を全く起こさずにシンチレーション検出器中を通過するものもある。 ガンマ線がシンチレーション結晶と相互作用する確率は、ガンマ線のエネルギー の関数であり、エネルギーが高いほど減少する。センチメートルの逆数（cm^-1） で測定したガンマ線の減衰（α）を、キロ電子ボルト（keV）で測定した入射ガ ンマ線のエネルギー（E）の関数として表すグラフを、図１に示す。 コンプトン散乱は、PETシステムおよびSPECTシステムの両方における分解能お よび効率に影響するもう１つの要因である。コンプトン散乱は、入射光子と電子 との間の直接的相互作用の一形態（電子が原子から放出され光子のエネルギーの 一部だけが電子に吸収されるような）である。入射光子の残りのエネルギーは、 インコヒーレントに散乱された２次光子によって運ばれることにより、入射放射 (incident radiation)とは異なる方向で現れ、エネルギー減少分だけ長い波長で 現れる。 コンプトン散乱を受けた光子は、再構築像の質を劣化させるため、断層撮影に おいて望ましくない。コンプトン散乱は、PETまたはSPECT撮像プロセスの被験者 の身体内において起こり得、また起こるものである。放射性核種から放出された ガンマ線は、コンプトン散乱を受ける前に被験者の身体を通っていくらかの距離 を移動し得る。コンプトン散乱を受けた光子は入射光子とは異なる方向に、かつ 放射性核種から離れた源から移動するため、被験者の身体中の異なる位置から発 生したように見え、結果として再構築像を歪ませる。従って、ガンマ線源の位置 および形状を計算する前に、コンプトン散乱を受けた光子を捨象する(reject)こ とが賢明である。 従来、コンプトン散乱を受けた光子は、エネルギーを区別することによって捨 象している。コンプトン散乱を受けた光子は、散乱されていないガンマ線よりも 少ないエネルギーをともなって検出器に到達する。データ取得の間、各入射光子 のエネルギーを検出器を用いて測定していた。処理電子系は、散乱されていない ガンマ線のエネルギー範囲に設定されたエネルギーウィンドウ内にある事象のみ を記録する。このようにして、選択されたエネルギーウィンドウ外にあるような エネルギーを有するコンプトン散乱を受けた光子を捨象する。この場合の精度は 、検出器のエネルギー分解能によって制限を受ける。 大部分の放出断層撮影システムにおいては、エネルギー区別によりコンプトン 散乱を受けた光子を捨象することでこと足りる。しかし、最大カウントレートに 接近するようなアプリケーションにおいては、散乱は新たな制限を加えることに なる。散乱を受けたガンマ線は、散乱されていないガンマ線よりもしばしば大き な相互作用確率で検出器をトリガーする。従って、検出器中の処理時間について 、散乱を受けた事象と散乱を受けていない事象とが競合し、所望の散乱を受けて いない事象のカウントレートが減少してしまう。 このような状況の一例は、一致検出用(coincidence detection)に改変された 標準的な２ヘッドSPECTガンマカメラによる、陽電子放出断層撮影である。この ようなカメラは元来、放射性医療において最も普通に用いられるアイソトープで あるTc-99m（140 keVのエネルギーのガンマ線を放出する）の最適な検出用に設 計されているものである。シンチレーション結晶(scintillating crystal)は、N aI(TI)で、3/8インチ厚である。この結晶は、140 keVのガンマ線の大部分を完全 に吸収し、検出されたカウントの約90％がフォトピーク(photopeak)にある。し かし、陽電子放出アイソトープに起因する511 keVのガンマ線はこの結晶にはあ まり吸収されない。図１に示すように、511 keVガンマ線とこの結晶との主相互 作用は光電子吸収ではなくコンプトン散乱であり、結晶のフォトピーク効率は約 11％である。511 keVガンマ線の一致検出ではさらに状況は悪く、一致における フォトピーク効率は（11％）²、すなわち約１％である。このように、臨床的に 容認可能な一致カウントレート（毎秒約5,000カウント）を達成するためには、 検出器は個々の事象について非常に高いカウントレート（毎秒約500,000カウン ト）を処理できなければならない。検出器とその対応ソフトウェアは、この毎秒 500,000のカウントのうち毎秒495,000回を、フォトピーク以下であるからコンプ トン散乱の結果であり放射性核種から直接放出されたガンマ線の結果ではないと ものとして捨象せねばならない。 明らかに、コンプトン散乱は放出断層撮影において大きな問題である。身体内 に由来するガンマ線は、検出器に到達する前にコンプトン散乱を受ける確率を有 する。コンプトン散乱において、ガンマ線エネルギーのうちいくらかが身体内に 蓄積され(deposit)、ガンマ線の方向が偏向される。陽電子放出断層撮影（PET） においては、これにより一致線(line of coincidence)が不正になり、シングル フォトンエミッションコンピュータ連動断層撮影（SPECT）においては、これに より投影カウント(project count)が不正となる。両場合において、散乱を受け た事象は再構築された像のぼやけにつながる。 発明の要旨 本発明の中心的概念は、散乱を受けたガンマ線を基本的に吸収する一方で散乱 を受けていないガンマ線を基本的に通過させる「散乱フィルタ」を検出器の前に 設けることにより、散乱を受けた事象が検出器に到達することを防ぐことである 。そのような散乱フィルタの利点は２つある。第１に、検出器の最大フォトピー クカウントレートが増大する可能性がある。１次散乱光子を排除することにより 、検出器を飽和させるよりも前に放射性核種のより大きな活性を利用することが 可能になり、フォトピークカウントレートが増大する。 第２に、デュアルエネルギーウィンドウを用いることにより、画像の品質を改 善することができる。被験者の身体内に由来するコンプトン散乱を受けた光子は 検出器内に由来するコンプトン散乱を受けた光子に比較して無視し得ると言う前 提の下で、いくつかの核撮像システムは、フォトピーク周辺のエネルギーウィン ドウに加えて、コンプトンスペクトル中にある第２のウィンドウを用いている。 デュアルエネルギーウィンドウの使用により散乱比(scatter fraction)が増加す る代償として、検出器の感度が改善される。（散乱比は、事象の合計に対する散 乱事象の比として定義される。）散乱フィルタを検出器の前に設けることにより 、被験者の身体内に由来するコンプトン散乱を受けた光子は２次エネルギーウィ ンドウ中においてより小さな光子画分(photon fraction)を構成するようになり 、画像品質の劣化が減少する。 本発明の一局面は、身体の陽電子放出断層撮影に用いられるガンマカメラに使 用される散乱フィルタである。このフィルタは、放射性核種によって放出された １次ガンマ線(primary gamma rays)と、１次ガンマ線が撮像中の身体の一部によ って吸収されてより低いエネルギーで再放射されることに起因する散乱ガンマ線 とを区別し、このフィルタは、ガンマカメラの検出器の前に位置され、かつ１次 ガンマ線の減衰が比較的低く散乱ガンマ線の減衰が比較的高い材料からなる第１ の層を含んでいる。 本発明の別の局面は、第２のフィルタを含む上記散乱フィルタである。第２の フィルタは、第１の層が散乱ガンマ線を吸収してより低いエネルギーで再放出す ることによる第１の層から放出された放射(radiation)を実質的に吸収するよう な吸収スペクトルを有する材料からなり、かつ、第２の層は１次ガンマ線に対し て実質的に透明であり、第１の層とガンマカメラの検出器との間に位置される。 本発明の別の局面は、身体の像を作成するために用いられる放出断層撮影カメ ラに使用されるフィルタであって、身体から放出されるガンマ線を検出するため の面を有する検出器を有するフィルタである。このフィルタは、身体から放出さ れる第１の高エネルギーの１次ガンマ線と、第２の低エネルギーの散乱ガンマ線 とを区別し、１次ガンマ線および散乱ガンマ線のエネルギーレベルにおいて減衰 に実質的な差を有する材料を含んでおり、撮像中の身体と検出器との間に位置し 、検出器の全面を実質的に覆う第１の層中に形成される。 本発明の別の局面は、第２の層を更に含む上記フィルタである。第２の層は、 第１の層が散乱ガンマ線を吸収してより低いエネルギーで再放出することによる 第１の層から放出された放射を実質的に吸収するような吸収スペクトルを有する 材料からなり、かつ、第２の層は１次ガンマ線に対して実質的に透明であり、第 １の層とガンマカメラの検出器との間に位置される。 本発明のさらに別の局面は、撮像中の身体とフィルタの第１の層との間に位置 される複数の材料ストリップ(strip)を含む、上記フィルタである。材料ストリ ップは、選択された入射角で検出器に到達する１次ガンマ線を吸収する。 本発明の前記ならびに他の特徴を以下に十分に説明し、請求の範囲において特 に明記する。以下の説明および付属の図面において、発明の所定の例示的実施態 様を詳細に記載するが、これは本発明の原理を用いることができる様々な方法の うちの１つを示しているにすぎない。 図面の簡単な説明 図１は、典型的なシンチレータ材であるヨウ化ナトリウムについて、センチメ ートルの逆数（cm^-1）で測定したガンマ線の減衰（α）を、キロ電子ボルト（ke V）で測定した入射ガンマ線のエネルギー（E）の関数として表したグラフである 。 図２は、本発明による散乱フィルタの機能を示す。 図３は、鉛について、センチメートルの逆数（cm^-1）で測定したガンマ線の減 衰（α）を、キロ電子ボルト（keV）で測定した入射ガンマ線のエネルギー（E） の関数として表したグラフである。 図４は、本発明に基づいて構成された散乱フィルタの一実施態様を示す。 発明の詳細な説明 図２は、シンチレーション検出器１２と、ガンマ線源１６を含む被験者の身体 １４との間に位置された、散乱フィルタ１０を示す。ガンマ線が線源１６から放 出されて身体内１４において散乱されないときは、直接経路１８をとり、フィル タ１０を通過して検出器１２に到達する。このようなガンマ線は線源１６に特徴 付けられるエネルギーE₀を有している。ガンマ線２０が線源１６から放出されて ２２において散乱されて新しい経路２４（必然的に低いエネルギーをともなう） をとると、フィルタ１０はガンマ線を吸収し、検出器１２はトリガーされない。 散乱光子は、フォトピークエネルギーE₀未満の全スペクトルにわたるエネルギ ーを有し得る。理想的には、散乱フィルタ１０は、E₀のすぐ下において減衰係数 αが鋭く下降することにより、散乱を受けた全ての事象が除去されるようにする 。しかし、実際にはαの変化は漸次的であるため、散乱フィルタの設計にはかな り工夫を要する。図３を参照せよ。ガンマ線が物質を通過するとき、低エネルギ ーにおける主要な相互作用は光電子吸収であり、エネルギーが高くなるほどコン プトン散乱が主要なものになってくる。遷移が起こるエネルギーは材料の原子番 号Ｚおよび密度ρに依存し、Ｚおよびρが増加するにつれて高くなる。また、Ｚ およびρが高い材料においては、光電子吸収が主となることおよび、減衰係数は Ｚおよびρが高い材料において最も強く変化することに起因して、α対Ｅの傾き が より急峻になる。Ｚおよびρが高い材料を用いることのもう１つの利点は、散乱 ガンマ線を止めるために必要な材料シートがより薄くなることである。約511 ke Vのエネルギーを有する１次ガンマ線と約200 keVの散乱ガンマ線エネルギーとを 区別するためのＺおよびρが高い材料の最もコスト効率のよい候補は、鉛である 。図４は、鉛２６のシートを有する検出器１０を示している。他のエネルギー差 を区別するために本発明を用いる際には、エネルギーを区別するための材料の減 衰係数が有用な結果を得るために十分異なっている限り、他の材料を選択し得る 。 残念ながら、鉛シート２６を単に検出器１２の前に置くだけでは不十分である 。ガンマ線が鉛に吸収される際、80 keV付近のエネルギーを有するｘ線がしばし ば生成される。これらのｘ線の多くは鉛を抜け出して検出器に到達することによ り、散乱ガンマ線２４と同様な問題を引き起こす。散乱されていないガンマ線１ ８との干渉を最小にしてこれらのｘ線を吸収するためには、適度なＺおよびρを 有する材料からなる薄いシート２８を、鉛２６と検出器１２との間に設ける。こ の２次的シールドとしての合理的な選択は、鉛のｘ線を強く吸収し、鉛に比較し て高エネルギーにおける減衰係数がずっと低くかつ安価な、スズである。スズも また低エネルギー（29 keV）でｘ線を放出するが、これが検出器カバーを貫通し てシンチレータに到達することは起こりにくい。シンチレータに到達するスズｘ 線の数が多すぎる場合は、銅などの低Ｚ材料からなるさらなる層３０を用いて、 検出器１２に到達する前にこれらを減衰させてもよい。 PET撮像（511 keV）用の標準的なガンマカメラ用の散乱フィルタの一例として 、0.4 mmの鉛シート２６（図４）を0.8 mmのスズシート２８上に設ける。アセン ブリ全体を検出器１２の前に実装する。この散乱フィルタは、511 keVの散乱さ れていないガンマ線に対して12％の純減衰を有する。低エネルギーの散乱ガンマ 線では減衰はより強い。200 keVにおいては減衰は48％であり、100 keVにおいて は減衰は約95％である。鉛層２６から抜け出すｘ線は、スズによる第２の層２８ によって50％以上減衰される。この構成により、511 keVにおける感度を大きく 損なうことなく、検出器１２に到達する散乱ガンマ線の数が大きく減少される。 感度のロスがもっと大きくてよい場合は、より厚い鉛シートを用いて散乱を受け た事象の数を更に減らしてもよい。 本発明のフィルタはまた、「角度フィルタ(angular filter)」３２と呼び得る 構成とともに用い得る。このフィルタは、図４に示すように、端で立てたいくつ かの鉛ストリップの列３４からなっている。図４において、検出器に到達する角 度が斜めすぎるガンマ線は、鉛ストリップによって吸収される。斜め角度の事象 は、PETの空間的分解能を劣化させ、より複雑な再構築アルゴリズムの使用を必 要とするため、あまり好ましくない。これらの事象の角度範囲を制限することに よっても、散乱比を減少させることができる。鉛ストリップ３４からの散乱ある いは２次放出は、これらのストリップと検出器１２との間の散乱フィルタ１０に よって強く吸収されるエネルギーにある。ストリップ３４の間の間隔およびこれ らの高さにより、ガンマ線が散乱フィルタ１０および検出器１２に到達すること を許容する角度ウィンドウが決定される。 本発明をその実施態様例について図示および説明したが、本明細書を読み理解 することにより、当業者には均等物としての変更および改変が想到されるであろ う。本発明はそのような均等物としての変更および改変をすべて包含するもので あり、以下の請求の範囲によってのみ限定される。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．身体の陽電子放出断層撮影に用いられるガンマカメラに使用され、放射性核 種によって放出された１次ガンマ線と、１次ガンマ線が撮像中の該身体の一部に よって吸収されてより低いエネルギーで再放射されることによる散乱ガンマ線と を区別する散乱フィルタであって、 該ガンマカメラの検出器の前に位置され、かつ１次ガンマ線の減衰が比較的低 く散乱ガンマ線の減衰が比較的高い、材料からなる第１の層を含む、 散乱フィルタ。 ２．第２の層を更に含む請求項１に記載のフィルタであって、該第２の層は、前 記第１の層が散乱ガンマ線を吸収してより低いエネルギーで再放出することによ る該第１の層から放出された放射を実質的に吸収するような吸収スペクトルを有 しており、かつ、該第２の層は１次ガンマ線に対して実質的に透明であり、該第 １の層と前記ガンマカメラの前記検出器との間に位置される、フィルタ。 ３．身体の像を作成するために用いられる放出断層撮影カメラに使用され、該身 体から放出されるガンマ線を検出するための面を有する検出器を有するフィルタ であって、該身体から放出される第１の高エネルギーの１次ガンマ線と、第２の 低エネルギーの散乱ガンマ線とを区別し、 該フィルタは１次ガンマ線および散乱ガンマ線のエネルギーレベルにおいて減 衰に実質的な差を有する材料を含んでおり、該フィルタは撮像中の該身体と該検 出器との間に位置し、該検出器の全面を実質的に覆う第１の層中に形成される、 フィルタ。 ４．第２の層を更に含む請求項３に記載のフィルタであって、該第２の層は、前 記第１の層が散乱ガンマ線を吸収してより低いエネルギーで再放出することによ る該第１の層から放出された放射を実質的に吸収するような吸収スペクトルを有 しており、かつ、該第２の層は１次ガンマ線に対して実質的に透明であり該第１ の層と前記ガンマカメラの前記検出器との間に位置される、 フィルタ。 ５．撮像中の前記身体と前記フィルタの前記第１の層との間に位置される複数の 材料ストリップを含む、請求項３に記載のフィルタであって、該材料ストリップ は、選択された入射角で前記検出器に到達する１次ガンマ線を吸収する、 フィルタ。 ６．対象物の像を作成するために用いられる放出断層撮影カメラに使用されるフ ィルタであって、該カメラは該対象物から放出されるガンマ線を検出するための 面を有する検出器を有しており、 該フィルタは該検出器の該受け面(receiving surface area)の実質的な部分を 覆う外側材料を有し、該外側材料は、該対象物から放出される第１の高エネルギ ーの１次ガンマ線を該検出器に通過させかつ第２の低エネルギーの減衰ガンマ線 を該検出器に到達しないようにブロックし、該外側材料は、該１次ガンマ線およ び該減衰ガンマ線のエネルギーレベルにおいて減衰に実質的な差を有し、 該フィルタは、撮像中の該対象物と該検出器との間に位置される、 フィルタ。 ７．前記外側材料は、約511 keV以下のエネルギーレベルを有するガンマ線を実 質的にブロックする材料の群から選択される、請求項６に記載のフィルタ。 ８．前記外側材料は主として鉛で形成される、請求項７に記載のフィルタ。 ９．前記外側材料は約0.4 mmの厚さを有する、請求項８に記載のフィルタ。 １０．前記外側材料と前記検出器との間に位置する内側材料を更に有し、該内側 材料は、該外側材料から放出された放射をブロックし、前記１次ガンマ線を該検 出器へと実質的に通過させる、 請求項６に記載のフィルタ。 １１．前記内側材料は、約80 keVのエネルギーレベルを有するｘ線を実質的にブ ロックし得る材料の群から選択される、請求項１０に記載のフィルタ。 １２．前記内側材料は実質的にスズで形成される、請求項１１に記載されるフィ ルタ。 １３．前記内側材料は約0.8 mmの厚さを有する、請求項１２に記載のフィルタ。 １４．前記内側材料と前記検出器との間に位置する更なる内側材料をさらに有し 、該更なる内側材料は、該内側材料から放出された放射をブロックし、１次ガン マ線を該検出器へと実質的に通過させる、 請求項１０に記載のフィルタ。 １５．前記更なる内側材料は、約29 keVのエネルギーレベルを有するｘ線を実質 的にブロックし得る材料の群から選択される、請求項１４に記載のフィルタ。 １６．前記更なる内側材料は実質的に銅で形成される、請求項１５に記載のフィ ルタ。 １７．選択された角度で前記検出器の前記面に接近するガンマ線を吸収すること によって入射ガンマ線をコリメートする角度フィルタを更に有し、該角度フィル タは、前記外側材料の表面から遠ざかって延び該検出器から遠ざかって延びるス トリップを有する、 請求項６に記載のフィルタ。