JP2008209336A

JP2008209336A - Nuclear medicine diagnosis device

Info

Publication number: JP2008209336A
Application number: JP2007048380A
Authority: JP
Inventors: Yuichiro Ueno; 雄一郎上野; Shinichi Kojima; 進一小嶋; Keiji Kobashi; 啓司小橋
Original assignee: Hitachi Ltd
Current assignee: Hitachi Ltd
Priority date: 2007-02-28
Filing date: 2007-02-28
Publication date: 2008-09-11
Anticipated expiration: 2027-02-28
Also published as: JP4984963B2

Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To provide a nuclear medicine diagnosis device having an improved image quality and quantitativeness, capable of reducing data contamination from the high energy side to the low energy side when performing simultaneous imaging of a plurality of nuclides, by discrimination directly a scattered radiation in a detector and removing it, whereas contamination of a high-energy gamma ray into the low energy side is a problem, when performing simultaneous imaging of the plurality of nuclides in the nuclear medicine diagnosis device. <P>SOLUTION: This nuclear medicine diagnosis device is characterized by having a processing circuit for executing scattered radiation processing when performing simultaneous imaging of the plurality of nuclides having each different energy. <P>COPYRIGHT: (C)2008,JPO&INPIT

Description

本発明は、放射線を利用した核医学診断装置に係り、特に、陽電子放出型ＣＴ
（Positron Emission computed Tomography、以下、「ＰＥＴ」という）及び単光子放出型ＣＴ（Single Photon Emission Computed Tomography、以下、「ＳＰＥＣＴ」という）等の複数種の放射線検査を行うのに好適な放射線検査装置に関する。 The present invention relates to a nuclear medicine diagnostic apparatus using radiation, and in particular, a positron emission CT.
(Psitron Emission computed Tomography, hereinafter referred to as “PET”) and single photon emission computed tomography (hereinafter referred to as “SPECT”), etc. .

複数核種に同時撮像を実施する際に高エネルギー側のデータが低エネルギー側のデータに混入するコンタミの問題が発生する。このコンタミは、ノイズ成分であり、画像がボケる他にも画像の定量性を悪化させる。この問題を解決するための手法は幾つか提案されている。例えば（特許文献１）においては、エネルギースペクトルを算出しそのグラフからコンタミ量を推測して補正している。 When simultaneous imaging is performed on a plurality of nuclides, a problem of contamination that data on the high energy side is mixed with data on the low energy side occurs. This contamination is a noise component and deteriorates the quantitativeness of the image besides blurring the image. Several methods for solving this problem have been proposed. For example, in (Patent Document 1), an energy spectrum is calculated, and the amount of contamination is estimated from the graph and corrected.

特開平７−３０１６７４号公報Japanese Patent Laid-Open No. 7-301684

しかし、上記公知の手法ではあくまで散乱線のカウントを推測して補正するものであり誤差が大きい問題がある。 However, the above known method has a problem in that the error is large because the scattered radiation count is estimated and corrected.

本発明は、検出器内での散乱線を直接識別し除去することにより、複数核種の同時撮像時の高エネルギー側から低エネルギー側へのコンタミを低減し、画質及び定量性が向上した核医学診断装置を提供することを目的とする。 The present invention reduces the contamination from the high energy side to the low energy side at the time of simultaneous imaging of multiple nuclides by directly identifying and removing the scattered radiation in the detector, nuclear medicine with improved image quality and quantitativeness An object is to provide a diagnostic apparatus.

前記課題を解決するために、核医学診断装置において、複数の異なるエネルギーの核種の同時撮像を行う際に散乱線処理を実施する処理回路を有することを特徴とする核医学診断装置とした。 In order to solve the above-mentioned problems, a nuclear medicine diagnostic apparatus is characterized in that it has a processing circuit that performs scattered radiation processing when simultaneously imaging a plurality of nuclides of different energies.

本構成により、核医学診断装置において複数核種の同時撮像時のコンタミを低減し、診断画像の画質及び定量性を向上し、より高精度な診断を可能としている。 With this configuration, contamination at the time of simultaneous imaging of a plurality of nuclides in the nuclear medicine diagnostic apparatus is reduced, the image quality and quantitativeness of the diagnostic image are improved, and more accurate diagnosis is possible.

（実施例１）
以下、本発明の好適な一実施形態である核医学診断装置について、適宜図面を参照しながら詳細に説明する。 (Example 1)
Hereinafter, a nuclear medicine diagnostic apparatus which is a preferred embodiment of the present invention will be described in detail with reference to the drawings as appropriate.

≪核医学診断装置≫
放射線を利用した検査技術は、被検体内部を非破壊で検査することができる。特に、人体に対する放射線検査技術には、ＰＥＴ，ＳＰＥＣＴ等がある。 ≪Nuclear medicine diagnostic equipment≫
The inspection technique using radiation can inspect the inside of a subject nondestructively. In particular, radiation inspection techniques for the human body include PET and SPECT.

これらの技術はいずれも、検査対象の物理量を放射線飛翔方向の積分値として計測し、その積分値を逆投影することにより被検体内の各ボクセルの物理量を計算し画像化する技術である。これらの技術は膨大なデータを処理する必要があり、近年のコンピュータ技術の急速な発達に伴い、高速・高詳細画像を提供できるようになってきた。 Each of these techniques is a technique for measuring a physical quantity to be inspected as an integral value in the radiation flight direction, and calculating and imaging the physical quantity of each voxel in the subject by back projecting the integral value. These technologies need to process enormous amounts of data, and with the rapid development of computer technology in recent years, it has become possible to provide high-speed, high-detail images.

ＰＥＴ及びＳＰＥＣＴは、Ｘ線ＣＴ等では検出できない分子生物学レベルでの機能や代謝の検出が可能な手法であり、身体の機能画像を提供することが可能である。 PET and SPECT are techniques capable of detecting functions and metabolism at the molecular biology level that cannot be detected by X-ray CT or the like, and can provide a functional image of the body.

ＰＥＴは、¹⁸Ｆ，¹⁵Ｏ，¹¹Ｃ，といったポジトロン放出核種で標識した放射性薬剤を投与し、その分布を計測して画像化する手法である。薬剤には、フルオロデオキシグルコース（２−［Ｆ−１８］fluoro-2-deoxy-D-glucose、¹⁸ＦＤＧ）等があり、これは、糖代謝により腫瘍組織に高集積することを利用し、腫瘍部位の特定に使用される。体内に取り込まれた放射線核種が崩壊しポジトロン（β＋）を放出する。放出したポジトロンは電子と結合し消滅する際に、５１１ｋｅＶのエネルギーを有する一対の消滅γ線を放出する。この消滅γ線対はほぼ反対方向（１８０°±０．６°）に放射されるので、被検体の周りを取り囲むように配置した検出素子で消滅γ線対を同時検出し、その放射方向データを蓄積し投影データを得ることができる。投影データをフィルタードバックプロジェクション法（Filtered Back Projection Method ）等を使用して逆投影し、放射位置（放射線核種の集積位置）を同定し画像化することが可能となる。 PET is a technique in which a radiopharmaceutical labeled with positron-emitting nuclides such as ¹⁸ F, ¹⁵ O, and ¹¹ C is administered, and its distribution is measured and imaged. Examples of the drug include fluorodeoxyglucose (2- [F-18] fluoro-2-deoxy-D-glucose, ¹⁸ FDG), which utilizes the fact that it is highly accumulated in tumor tissue by sugar metabolism, Used to identify the site. The radionuclide taken into the body decays and releases positron (β +). The emitted positron emits a pair of annihilation γ-rays having energy of 511 keV when it annihilates by combining with electrons. Since this annihilation γ-ray pair is emitted in almost opposite directions (180 ° ± 0.6 °), the annihilation γ-ray pair is simultaneously detected by a detection element arranged so as to surround the subject, and the radiation direction data thereof. Can be stored to obtain projection data. Projection data can be backprojected using a filtered back projection method (Filtered Back Projection Method) or the like, and a radiation position (an accumulation position of radionuclides) can be identified and imaged.

ＳＰＥＣＴは、シングルフォトン放出核種で標識した放射性薬剤を投与し、その分布を計測して画像化する手法である。薬剤からは１００ｋｅＶ程度のエネルギーをもった単一γ線が放出され、この単一γ線を検出素子で計測している。単一γ線の計測では、その飛翔方向を同定できないので、ＳＰＥＣＴでは検出素子の前面にコリメータを挿入し、特定の方向からのγ線のみを検出することにより投影データを得る。ＰＥＴ同様、フィルタードバックプロジェクション法等を利用し投影データを逆投影して画像データを得る。PETと異なるところは、単一γ線の計測に起因して同時計測の必要がなく、検出素子の数が少なくて済むこと等であり、装置構成が簡単で比較的安価な装置である。 SPECT is a technique in which a radiopharmaceutical labeled with a single photon emitting nuclide is administered and its distribution is measured and imaged. A single gamma ray having energy of about 100 keV is emitted from the medicine, and this single gamma ray is measured by a detection element. In the measurement of a single γ-ray, since the flight direction cannot be identified, SPECT obtains projection data by inserting a collimator in front of the detection element and detecting only the γ-ray from a specific direction. Similar to PET, image data is obtained by back projecting projection data using a filtered back projection method or the like. The difference from PET is that there is no need for simultaneous measurement due to the measurement of a single γ-ray, the number of detection elements can be reduced, etc., and the apparatus configuration is simple and relatively inexpensive.

従来のＰＥＴ，ＳＰＥＣＴ等の核医学診断装置は、γ線検出器としてシンチレータを使用している。シンチレータは、入射したγ線を一旦可視光に変換し、その後、光電子増倍管（ホトマル）により電気信号に変換し直すという処理が行われている。シンチレータは、可視光変換時のホトン発生数が少ない上に、上記のように２段階の変換過程を必要とするためにエネルギー分解能が低く、必ずしも高精度の診断を行うことができないという問題を有していた。エネルギー分解能の低下は、特に、ＰＥＴの３Ｄ撮像時に定量性評価が出来ない原因となっている。なぜなら、エネルギー分解能が低いためにγ線のエネルギー閾値を低くせざるを得なく、３Ｄ撮像時に増加するノイズである体内散乱を多く検出してしまうからである。また、複数のシンチレータの信号を１つのホトマルで増幅し重心演算することにより検出位置を特定しているために、検出位置に誤差が生じる問題を有している。 Conventional nuclear medicine diagnosis apparatuses such as PET and SPECT use a scintillator as a γ-ray detector. The scintillator performs a process of once converting incident γ-rays into visible light and then converting it back to an electric signal by a photomultiplier tube (photomal). The scintillator has a problem that the number of photons generated at the time of visible light conversion is small and the two-step conversion process is required as described above, so that the energy resolution is low, and a high-precision diagnosis cannot always be performed. Was. The decrease in energy resolution is a cause that quantitative evaluation cannot be performed particularly during 3D imaging of PET. This is because, since the energy resolution is low, the energy threshold of γ-rays must be lowered, and a lot of internal scattering, which is noise that increases during 3D imaging, is detected. Further, since the detection position is specified by amplifying the signals of a plurality of scintillators with one photo and calculating the center of gravity, there is a problem that an error occurs in the detection position.

近年、これらの核医学診断装置用の検出器として半導体検出器が注目されている。半導体検出器は入射したγ線を直接電気信号に変換するものであり、生成される電子、ホール対の数が多いために、エネルギー分解能が高いのが特徴である。また、検出は個々の半導体検出器で独立に行われるので、位置分解能が良いという特徴も有している。さらに、半導体検出器は微細化が可能であり位置分解能を向上することが出来る。 In recent years, semiconductor detectors have attracted attention as detectors for these nuclear medicine diagnostic apparatuses. The semiconductor detector directly converts incident γ-rays into an electrical signal, and is characterized by high energy resolution due to the large number of generated electron and hole pairs. Further, since the detection is performed independently by each semiconductor detector, it has a feature that the position resolution is good. Furthermore, the semiconductor detector can be miniaturized and the position resolution can be improved.

上述の通り半導体検出器はエネルギー分解能が高く、エネルギーの異なる２核種同時撮像において、エネルギー弁別により核種を識別することが可能となる。また、トランスミッションとエミッション（又はシングルホトン）の同時撮像においてもそのエネルギー情報により弁別するために、エネルギー分解能の高い半導体は有利である。 As described above, the semiconductor detector has high energy resolution, and in simultaneous imaging of two nuclides with different energies, it becomes possible to identify nuclides by energy discrimination. In addition, a semiconductor with high energy resolution is advantageous in order to discriminate according to the energy information even in simultaneous imaging of transmission and emission (or single photon).

複数核種の同時撮像は、その診断手法を拡張するものでありその応用性は高い。また、トランスミッションとエミッションの同時撮像は、撮像時間の短縮が可能である。 Simultaneous imaging of multiple nuclides extends the diagnostic method and has high applicability. In addition, the simultaneous imaging of transmission and emission can shorten the imaging time.

しかし、複数核種の同時撮像においては、高エネルギー側の放射線が散乱するために低エネルギー側の検出データに混入するコンタミの問題がある。上述のように半導体検出器はエネルギー分解能が高く、エネルギーウインドウを狭められるので、高エネルギー側からのコンタミを減らすことが可能となる。 However, in simultaneous imaging of a plurality of nuclides, there is a problem of contamination mixed in detection data on the low energy side because radiation on the high energy side is scattered. As described above, the semiconductor detector has high energy resolution and the energy window can be narrowed, so that contamination from the high energy side can be reduced.

また、半導体検出器を用いた核医学診断装置においては、シンチレータと比較してその質量が小さく検出器内での散乱線量が増大する。 In addition, in a nuclear medicine diagnostic apparatus using a semiconductor detector, its mass is smaller than that of a scintillator, and the scattered dose in the detector increases.

尚、同時撮像の同時は、２核種の画像についてそれぞれ表示画面に一枚ずつ表示できる程度のデータを得る時間が一部重複していれば良い。従来技術の特開平７−３０１６７４号公報に記載された同時撮像と同様である。 It should be noted that at the time of simultaneous imaging, it is only necessary that the time required to obtain data that can be displayed on the display screen for each of the two nuclide images partially overlaps. This is the same as the simultaneous imaging described in Japanese Patent Application Laid-Open No. 7-301694.

本実施形態の核医学診断装置である陽電子放出断層撮影装置(以下、「ＰＥＴ(PositronEmission Tomography) 装置」という)１を、図１を用いて説明する。ＰＥＴ装置１は、カメラ（撮像装置）１１、データ処理装置１２、表示装置１３等を含んで構成されている。被検体である被検者は、ベッド１４に載せられてカメラ１１で撮影される。カメラ１１は、多数の半導体放射線検出器２１（図３参照）を内蔵しており、被検者の体内から放出されるγ線を半導体放射線検出器（以下、単に検出器という）２１で検出する。カメラ１１は、そのγ線の波高値、検出時刻を計測するための集積回路（アナログＡＳＩＣ）２４を設置しており、検出した放射線（γ線）の波高値や検出時刻を測定する。撮像装置はカメラ１１を示し、データ処理装置１２で行う画像作成処理を含まない装置である。データ処理装置１２は、記憶装置、同時計測装置１２Ａ（図２参照）及び画像作成装置１２Ｂ（図２参照）を有する。データ処理装置１２は、検出したγ線の波高値、検出時刻のデータ及び検出器（チャンネル）ＩＤを含むパケットデータを取り込む。同時計測装置１２Ａは、本パケットデータ、特に検出時刻のデータ及び検出器ＩＤに基づいて同時計測を行い、
５１１ＫｅＶのγ線の検出位置を特定し記憶装置に記憶する。画像作成装置１２Ｂは、この検出位置に基づいて機能画像を作成して、表示装置１３に表示する。 A positron emission tomography apparatus (hereinafter referred to as “PET (Positron Emission Tomography) apparatus”) 1 which is a nuclear medicine diagnostic apparatus of the present embodiment will be described with reference to FIG. The PET device 1 includes a camera (imaging device) 11, a data processing device 12, a display device 13, and the like. A subject who is a subject is placed on the bed 14 and photographed by the camera 11. The camera 11 includes a large number of semiconductor radiation detectors 21 (see FIG. 3), and γ rays emitted from the body of the subject are detected by the semiconductor radiation detector (hereinafter simply referred to as a detector) 21. . The camera 11 is provided with an integrated circuit (analog ASIC) 24 for measuring the peak value and detection time of the γ-ray, and measures the peak value and detection time of the detected radiation (γ-ray). The imaging device is a device that shows the camera 11 and does not include image creation processing performed by the data processing device 12. The data processing device 12 includes a storage device, a simultaneous measurement device 12A (see FIG. 2), and an image creation device 12B (see FIG. 2). The data processing device 12 captures packet data including the detected peak value of γ-rays, detection time data, and detector (channel) ID. The simultaneous measurement device 12A performs simultaneous measurement based on the present packet data, particularly the detection time data and the detector ID,
The detection position of 511 KeV γ rays is specified and stored in the storage device. The image creation device 12B creates a functional image based on this detection position and displays it on the display device 13.

図２は、図１のＰＥＴ装置のカメラの周方向の断面を模式的に示し、ＰＥＴ装置での異なるエネルギーの核種を用いたエミッションとトランスミッションの同時撮像を示した図である。図２に示すように、カメラ１１の内部は、被検者から放出されるγ線を検出するため、検出器２１を多数備えた検出器基板２０（詳細は図３参照）を複数収納した検出器ユニット２が、ベッド１４の周囲に環状に多数配置されている。被検者は、ベッド１４の上に横になり、カメラ１１の中心部に位置される。このとき、各検出器２１はベッド１４の周囲を取り囲んでいる。ちなみに、被検者は、放射性薬剤、例えば、半減期が１１０分の１８Ｆを含んだフルオロ・ディオキシ・グルコース（ＦＤＧ）を投与される。被検者の体内からは、ＦＤＧから放出された陽電子の消滅時に一対のγ線（消滅γ線）が１８０°の反対方向に放出される。 FIG. 2 is a diagram schematically showing a cross section in the circumferential direction of the camera of the PET apparatus of FIG. 1, and is a diagram showing simultaneous imaging of emission and transmission using nuclides of different energy in the PET apparatus. As shown in FIG. 2, the inside of the camera 11 is a detection in which a plurality of detector boards 20 (see FIG. 3 for details) including a number of detectors 21 are housed in order to detect γ rays emitted from the subject. A number of container units 2 are arranged around the bed 14 in an annular shape. The subject lies on the bed 14 and is positioned at the center of the camera 11. At this time, each detector 21 surrounds the periphery of the bed 14. Incidentally, the subject is administered a radiopharmaceutical, for example, fluorodioxyglucose (FDG) containing 18F with a half-life of 110/110. A pair of gamma rays (annihilation gamma rays) are emitted from the body of the subject in the opposite direction of 180 ° when the positrons emitted from the FDG are extinguished.

また、図２に示すようにトランスミッション線源３０を有し、被検体の周りを回転する（線源保持機構と回転機構は図示せず）。本実施例においては、トランスミッション線源として６６２ｋｅＶのシングルガンマ線を放出する１３７Ｃｓを使用している。本トランスミッション線源３０にはコリメータが配置されており、ガンマ線が被検体方向にのみ放出されるようになっている。 Further, as shown in FIG. 2, it has a transmission radiation source 30 and rotates around the subject (the radiation source holding mechanism and the rotation mechanism are not shown). In this embodiment, 137Cs that emits a single gamma ray of 662 keV is used as a transmission line source. The transmission radiation source 30 is provided with a collimator so that gamma rays are emitted only in the direction of the subject.

以下、本実施形態の特徴部分の説明を行う。 Hereafter, the characteristic part of this embodiment is demonstrated.

≪検出器基板≫
検出器ユニット２内に設置される検出器基板２０の詳細構造を、図３を用いて説明する。検出器基板２０は、複数の検出器２１並びにアナログＡＳＩＣ（アナログ集積回路）
２４、アナログ／デジタル変換器（以下、ＡＤＣという）２５及び検出器ＦＰＧＡ（デジタル集積回路）２６等が設置されている。 ≪Detector board≫
The detailed structure of the detector board | substrate 20 installed in the detector unit 2 is demonstrated using FIG. The detector substrate 20 includes a plurality of detectors 21 and an analog ASIC (analog integrated circuit).
24, an analog / digital converter (hereinafter referred to as ADC) 25, a detector FPGA (digital integrated circuit) 26, and the like.

図３（ａ）に示されるように、検出器基板２０は、基板本体の片面上に、複数の検出器２１を格子状に配列して設置（実装）している（一列１６個の検出器２１が４列＝横１６個×縦４個の合計６４個）。カメラ１１の半径方向において、検出器２１は基板本体に４列配置される。なお、前記した横１６個の検出器２１は、カメラ１１の軸方向、すなわちベッド１４の長手方向に直角に配置される。また、図３（ｂ）に示されるように、検出器基板２０の両面に半導体放射線検出器２１が設置されているので、１つの検出器基板２０には、合計１２８個の検出器２１が設置されていることになる。各検出器からの信号は、基板内の配線（図示せず）を通してアナログＡＳＩＣ２４に接続されている。ちなみに、図３（ａ）において、ベッド１４上の被検者から放出されたγ線が、図面の下方から上方に進行する。 As shown in FIG. 3A, the detector substrate 20 has a plurality of detectors 21 arranged (installed) in a grid pattern on one side of the substrate body (16 detectors in a row). 21 is 4 rows = 16 horizontal x 4 vertical total of 64). In the radial direction of the camera 11, the detectors 21 are arranged in four rows on the substrate body. The 16 horizontal detectors 21 are arranged at right angles to the axial direction of the camera 11, that is, the longitudinal direction of the bed 14. Further, as shown in FIG. 3B, since the semiconductor radiation detectors 21 are installed on both sides of the detector substrate 20, a total of 128 detectors 21 are installed on one detector substrate 20. Will be. A signal from each detector is connected to the analog ASIC 24 through wiring (not shown) in the substrate. Incidentally, in FIG. 3A, γ rays emitted from the subject on the bed 14 progress from the bottom to the top of the drawing.

前記説明では、横１６個の検出器２１は、カメラ１１の周方向に配置される構造としたが、それに限定されない。例えば、横１６個の検出器２１を、カメラ１１の軸方向に配置する構造としてもよい。配置する検出器数は任意である。 In the above description, the 16 horizontal detectors 21 are arranged in the circumferential direction of the camera 11, but are not limited thereto. For example, 16 horizontal detectors 21 may be arranged in the axial direction of the camera 11. The number of detectors to be arranged is arbitrary.

各検出器２１は、ＣｄＴｅ（テルル化カドミウム）である。また、検出器２１として
ＴｌＢｒ（臭化タリウム）またはＧａＡｓ（ガリウム砒素）等を用いてもよい。 Each detector 21 is CdTe (cadmium telluride). The detector 21 may be TlBr (thallium bromide) or GaAs (gallium arsenide).

≪信号処理方法≫
次に本実施例における信号処理方法について図４を用いて説明する。検出器２１でガンマ線を捉える微少な電荷信号を発生する。この電荷信号をアナログＡＳＩＣ２４にて増幅し、ガンマ線のエネルギーに対応した波高値信号（アナログ信号）と検出時刻に対応したタイミングを示すタイミング信号をそれぞれ出力する。波高値は、ＡＤＣ２５に入力され、ＡＤＣ２５によりデジタル信号に変換される。ＡＤＣ２５では、例えば波高値を１０ビット（０〜１０２３）のデジタルの波高値に変換する。また、タイミング信号は、検出器ＦＰＧＡ２６に出力される。 ≪Signal processing method≫
Next, the signal processing method in the present embodiment will be described with reference to FIG. The detector 21 generates a minute charge signal that captures gamma rays. The charge signal is amplified by the analog ASIC 24, and a peak value signal (analog signal) corresponding to the energy of gamma rays and a timing signal indicating timing corresponding to the detection time are output. The peak value is input to the ADC 25 and converted into a digital signal by the ADC 25. In the ADC 25, for example, the peak value is converted into a digital peak value of 10 bits (0 to 1023). The timing signal is output to the detector FPGA 26.

検出器ＦＰＧＡ２６は、アナログＡＳＩＣ２４及びＡＤＣ２５の出力信号からイベントデータ（放射線検出信号）を作成する。このイベントデータは、ＡＤＣ２５が波高値信号(アナログ信号)からデジタル信号に変換したエネルギー情報Ｉｅ、アナログＡＳＩＣ２４のタイミング信号から検出時間Ｉｔ及び検出した検出器の位置情報Ｉｓからなる。生成したイベントデータは統合ＦＰＧＡ２７に出力される。 The detector FPGA 26 creates event data (radiation detection signal) from the output signals of the analog ASIC 24 and the ADC 25. The event data includes energy information Ie converted from a peak value signal (analog signal) to a digital signal by the ADC 25, a detection time It from the timing signal of the analog ASIC 24, and detected detector position information Is. The generated event data is output to the integrated FPGA 27.

統合ＦＰＧＡ２７では、複数のイベントデータＩ（Ｉｓ，Ｉｅ，Ｉｔ），Ｊ（Ｊｓ，
Ｊｅ，Ｊｔ）から散乱線処理を実施し合成データＫ（Ｋｓ，Ｋｅ，Ｋｔ）を生成し、データ処理装置１２にデータ転送する。ここで、散乱線処理とは、複数の放射線検出器で検出されたイベントデータ（放射線検出信号）を足し合わせて合成データ（高エネルギーの検出信号）を生成するものである。例えばコンプトン散乱により、例えば最初の半導体放射線検出器に２００ｋｅＶのエネルギーを落とし、例えば近隣の半導体放射線検出器に残りのエネルギーを落とした場合、両γ線のエネルギーの合計値、検出時刻、半導体放射線検出器のアドレスの関係から、両γ線を散乱線として１つのγ線と見なす処理である。被検体内で散乱した散乱線はノイズであり、正しい高エネルギーのデータとはならないので散乱線処理の対象ではない。データ処理装置１２内部では、同時計測装置１２Ａにおいて同時計測し画像作成装置１２Ｂにおいて画像再構成を行い、ＰＥＴ画像を得る。 In the integrated FPGA 27, a plurality of event data I (Is, Ie, It), J (Js,
Scattered ray processing is performed from Je, Jt) to generate synthesized data K (Ks, Ke, Kt), and the data is transferred to the data processing device 12. Here, the scattered radiation processing is to generate event data (radiation detection signals) detected by a plurality of radiation detectors to generate combined data (high energy detection signals). For example, if Compton scattering causes 200 keV energy to be dropped to the first semiconductor radiation detector and the remaining energy is dropped to a neighboring semiconductor radiation detector, for example, the total value of both γ-ray energies, detection time, and semiconductor radiation detection This is a process in which both γ-rays are regarded as a single γ-ray as a scattered ray from the relationship of the device addresses. Scattered rays scattered in the subject are noise and are not subject to scattered radiation processing because they do not provide correct high-energy data. Inside the data processing device 12, simultaneous measurement is performed by the simultaneous measurement device 12A and image reconstruction is performed by the image creation device 12B to obtain a PET image.

次に統合基板上２３上の統合ＦＰＧＡ２７及びデータ処理装置１２におけるデータ処理内容の詳細について図５及び図６を用いて説明する。統合ＦＰＧＡ２７においては、入力された複数のイベントデータ（図５ではイベントＩ，Ｊの組）から、散乱線処理を実施する。散乱線処理は、以下で説明する３条件を満たすイベントの組を見つける手法である。一つ目は、イベントを検出した検出器間の距離が特定の閾値以内であることで、本実施例における閾値は４ｃｍとしている。この閾値は、ガンマ線が検出器内で散乱した後に、次に検出されるまでの距離をシミュレーションにより検討し決定した値である。本閾値は、検出器の種類や配置方法等で所定距離に最適化する必要がある。二つ目の条件は、時間条件である。イベント検出時間差が特定の閾値以内であることが必要で、本実施例では６
ｎｓとしている。この閾値は、半導体検出器の時間分解能から決定したもので、検出器の種類や検査に使用する放射性物質の量等により所定時間差に最適化する必要がる。最後の条件はエネルギー条件である。本実施例では、エミッション（５１１ｋｅＶ）とトランスミッション用の１３７Ｃｓ（６６２ｋｅＶ）のシングルガンマ線を同時撮像するために、エネルギー閾値を４５０ｋｅＶから５５０ｋｅＶ及び６００ｋｅＶから７００ｋｅＶとしている。上記２条件を満たしエネルギー条件４５０ｋｅＶから５５０ｋｅＶを満たしたイベントはエミッションデータとしてデータ処理装置１２に出力される。また、上記２条件を満たしエネルギー条件６００ｋｅＶから７００ｋｅＶを満たしたイベントはトランスミッションデータとしてデータ処理装置１２に出力される。 Next, details of data processing contents in the integrated FPGA 27 on the integrated substrate 23 and the data processing device 12 will be described with reference to FIGS. 5 and 6. In the integrated FPGA 27, scattered radiation processing is performed from a plurality of input event data (a set of events I and J in FIG. 5). Scattered ray processing is a technique for finding a set of events that satisfy the three conditions described below. The first is that the distance between the detectors that detected the event is within a specific threshold, and the threshold in this embodiment is 4 cm. This threshold is a value determined by examining the distance until the next detection after the gamma rays are scattered in the detector by simulation. This threshold value needs to be optimized to a predetermined distance depending on the type of detector and the arrangement method. The second condition is a time condition. The event detection time difference needs to be within a specific threshold, and in this embodiment, 6
ns. This threshold value is determined from the time resolution of the semiconductor detector, and must be optimized to a predetermined time difference depending on the type of detector, the amount of radioactive material used for inspection, and the like. The last condition is the energy condition. In this embodiment, in order to simultaneously capture the emission (511 keV) and the transmission 137 Cs (662 keV) single gamma rays, the energy threshold is set to 450 keV to 550 keV and 600 keV to 700 keV. An event that satisfies the above two conditions and satisfies an energy condition of 450 keV to 550 keV is output to the data processing device 12 as emission data. An event that satisfies the above two conditions and satisfies an energy condition of 600 keV to 700 keV is output to the data processing device 12 as transmission data.

データ処理装置１２では、同時計測装置１２Ａにおいてエミッションデータの同時計測を実施し対データを生成する。得られたエミッションの対データと散乱線処理後のエミッションデータから、画像再構成装置１２Ｂにより画像再構成し、ＰＥＴ画像を出力する。 In the data processing device 12, the simultaneous measurement device 12A performs simultaneous measurement of emission data and generates paired data. An image is reconstructed by the image reconstruction device 12B from the obtained emission pair data and the scattered radiation processed emission data, and a PET image is output.

図６は、統合ＦＰＧＡ２７での散乱線ノイズを低エネルギー側カウントから直接除く処理を示す。ステップ６０１は、イベントデータを低エネルギー側の放射線検出信号として識別する処理である。ステップ６０１で、イベントＩが低エネルギー側の核種のデータとして判断された場合、棄却されずに次のステップ６０２へ進む。図５で説明したように、ステップ５００で、統合ＦＰＧＡ２７は複数のイベントデータＩ（Ｉｓ，Ｉｅ，Ｉｔ），Ｊ（Ｊｓ，Ｊｅ，Ｊｔ）から散乱線処理を実施し合成データＫ（Ｋｓ，Ｋｅ，Ｋｔ）を生成し、データ処理装置１２に高エネルギー核種側のデータとして転送する（破線矢印）。ステップ６０２で、低エネルギー側の核種のデータであるイベントＩが散乱線処理であるステップ５００で高エネルギー側核種のデータである合成データＫに使用されていた場合、データを棄却する。散乱線処理により低エネルギー側の放射線信号の一部を除いて高エネルギー側の放射線信号としている。これにより高エネルギー側の核種の散乱線ノイズを低エネルギー側カウントから直接除くことができる。 FIG. 6 shows a process of directly removing the scattered radiation noise from the low energy side count in the integrated FPGA 27. Step 601 is processing for identifying event data as a radiation detection signal on the low energy side. If it is determined in step 601 that the event I is nuclide data on the low energy side, the process proceeds to the next step 602 without being rejected. As described with reference to FIG. 5, in step 500, the integrated FPGA 27 performs scattered radiation processing from a plurality of event data I (Is, Ie, It), J (Js, Je, Jt), and combines data K (Ks, Ke). , Kt) is generated and transferred to the data processor 12 as data on the high energy nuclide side (dashed arrows). In step 602, if event I, which is data on the low-energy nuclide, is used in step 500, which is a scattered radiation process, for the combined data K, which is data on the high-energy nuclide, the data is rejected. The radiation signal on the high energy side is obtained by removing a part of the radiation signal on the low energy side by the scattered radiation processing. Thereby, the scattered radiation noise of the high energy side nuclide can be directly removed from the low energy side count.

図６の例では、イベントデータを低エネルギー側の放射線信号として識別するステップ６０１の処理に対して、散乱線処理（５００）を独立した処理としているが、ステップ
６０１の後処理としても良い。また、図８で後述するが、散乱線処理（５００）をステップ６０１の前処理としても良い。よって、イベントデータを低エネルギー側の放射線信号として識別するステップの処理に対して、前処理、後処理及び独立した処理のいずれか一つとして、複数の放射線検出信号を足して高エネルギーの検出信号を生成する前記散乱線処理を行うことができる。 In the example of FIG. 6, the scattered radiation process (500) is an independent process with respect to the process of step 601 for identifying event data as a radiation signal on the low energy side, but it may be post-process of step 601. Further, as will be described later with reference to FIG. 8, the scattered radiation processing (500) may be the preprocessing of step 601. Therefore, for the process of identifying event data as a radiation signal on the low energy side, a high energy detection signal is added by adding a plurality of radiation detection signals as one of pre-processing, post-processing, and independent processing. The scattered radiation processing for generating can be performed.

イベントデータを低エネルギー側の放射線信号として識別するステップ６０１の処理に対して、散乱線処理（５００）を独立した処理とした場合、統合ＦＰＧＡ２７を複数設けて、それぞれで処理を行っても良い。 When the scattered radiation process (500) is an independent process with respect to the process of step 601 for identifying event data as a radiation signal on the low energy side, a plurality of integrated FPGAs 27 may be provided and each process may be performed.

また、図６には記載していないが、複数の検出器で検出された放射線検出信号を高エネルギー側の放射線信号として識別する識別処理を、ステップ６０１やステップ５００と独立又は連続に実施しても良い。 Although not shown in FIG. 6, identification processing for identifying radiation detection signals detected by a plurality of detectors as radiation signals on the high energy side is performed independently or continuously with step 601 or step 500. Also good.

≪効果≫
本発明の効果について図７を用いて詳細に説明する。図（ａ）は散乱線処理前のエネルギースペクトルを示す。半導体検出器はエネルギー分解能が高いので、エミッションによる５１１ｋｅＶ及びトランスミッションによる６６２ｋｅＶのホトピークを完全に分離しており、エミッションとトランスミッションのエネルギーウインドウ（上述の散乱線処理のエネルギー閾値）を設定してエミッションとトランスミッションデータを分離することが可能である。しかし、トランスミッションデータは散乱線によりホトピークより低いエネルギーとして検出される場合が有りこれがエミッションデータへのコンタミとしてカウントされてしまう。図（ｂ）に散乱線処理後のエネルギースペクトルを示す。散乱線処理により、低エネルギーにカウントされていた複数イベントを合成してホトピーク部分にカウントすることになるので、上記コンタミ部分が減少する。同時にホトピーク部分（エネルギーウインドウ内）のデータ数が増加している。つまり本手法により、直接的にコンタミ部分データからホトピーク部分の真のデータを生成しており、データ処理による誤差も少ない手法である。以上より本手法により真のデータが増加し偽のデータ（ノイズ）が減少しており、出力される画像の画質及び定量性が向上する。言い換えると、検出器内での散乱線を直接識別し除去でき、複数核種の同時撮像時、又は、トランスミッションとエミッションの同時撮像時の高エネルギー側から低エネルギー側へのコンタミを低減し、画質及び定量性を向上できる。 ≪Effect≫
The effect of the present invention will be described in detail with reference to FIG. The figure (a) shows the energy spectrum before the scattered radiation processing. Since the semiconductor detector has high energy resolution, the photopeaks of 511 keV due to emission and 662 keV due to transmission are completely separated, and the emission and transmission energy windows (the above-mentioned energy threshold for scattered radiation processing) are set to set the emission and transmission. It is possible to separate the data. However, transmission data may be detected as energy lower than the photo peak due to scattered radiation, and this is counted as contamination to the emission data. FIG. (B) shows the energy spectrum after the scattered radiation treatment. By the scattered radiation processing, a plurality of events counted as low energy are combined and counted in the photo peak portion, so that the contamination portion is reduced. At the same time, the number of data in the photo peak portion (within the energy window) is increasing. That is, by this method, true data of the photo peak portion is generated directly from the contamination portion data, and there is little error due to data processing. As described above, true data increases and false data (noise) decreases by this method, and the image quality and quantitativeness of the output image are improved. In other words, the scattered radiation in the detector can be directly identified and eliminated, reducing contamination from the high energy side to the low energy side during simultaneous imaging of multiple nuclides or during simultaneous imaging of transmission and emission, and image quality and Quantitative performance can be improved.

本実施例の効果を以下に記す。
（１）本発明の散乱線処理を実施することにより、複数核種の同時撮像時のコンタミが減り、画質及び定量性の向上が図れる。
（２）半導体検出器を用いた核医学診断装置に本発明を適用することにより、半導体検出器の高エネルギー分解能とコンタミの減少効果とにより、より高い画質及び定量性が実現できる。
（３）半導体検出器を用いた核医学診断装置において半導体検出器を奥行き方向（ガンマ線の入射方向）に多段に配置することにより、前段の半導体検出器で散乱したガンマ線を後段の半導体検出器で検出し、それぞれの散乱線の情報を個別に読み出すことが可能となる。更に本発明の散乱線処理を実施することにより、複数核種の同時撮像がより高い画質及び定量性で実現し更に感度も向上し検査時間の短縮が図れる。
（４）本発明の散乱線処理を実施することにより、上記（１）（２）及び（３）の効果が得られ、より高精度な診断を可能とする。
（５）本発明の散乱線処理を実施することにより、上記（１）（２）及び（３）の効果が得られ、現在実現されていない複数核種の同時撮像が可能となり、診断手法の応用が広がる。
（６）本発明の散乱線処理を実施することにより、コンタミの減少以外にも真のデータ数が増加するので撮像時間の短縮が図れる。
（７）本発明をＰＥＴ装置に適用した場合、エミッションとトランスミッションの同時撮像が高精度で実現可能となる。
（８）半導体検出器を用いたＰＥＴ装置に本発明を適用した場合、半導体検出器の高エネルギー分解能とコンタミの減少効果とにより、より高い定量性が得られ高精度な診断を実現できる。
（９）本発明をＰＥＴ装置に適用した場合、上記（７）及び（８）の効果が得られ、トランスミッションとエミッションの同時撮像が可能となるために、撮像時間の短縮が可能となる。
（１０）本発明をＰＥＴ装置に適用した場合、上記（７）及び（８）の効果が得られ、トランスミッションとエミッションの同時撮像が可能となるために、エミッション撮像時にトランスミッション画像から被検体の動きを補正（体動補正）することが可能となり、エミッション画像のボケを低減し、より高精度なＰＥＴ画像を得ることができる。 The effects of this example are described below.
(1) By performing the scattered radiation processing of the present invention, contamination during simultaneous imaging of a plurality of nuclides is reduced, and image quality and quantitativeness can be improved.
(2) By applying the present invention to a nuclear medicine diagnostic apparatus using a semiconductor detector, higher image quality and quantitativeness can be realized by the high energy resolution of the semiconductor detector and the effect of reducing contamination.
(3) In a nuclear medicine diagnostic apparatus using a semiconductor detector, semiconductor detectors are arranged in multiple stages in the depth direction (incident direction of gamma rays), so that the gamma rays scattered by the previous semiconductor detector are detected by the subsequent semiconductor detector. It is possible to detect and read information on each scattered ray individually. Furthermore, by performing the scattered radiation processing of the present invention, simultaneous imaging of a plurality of nuclides can be realized with higher image quality and quantitativeness, sensitivity can be improved, and inspection time can be shortened.
(4) By performing the scattered radiation processing of the present invention, the effects (1), (2), and (3) are obtained, and a more accurate diagnosis is possible.
(5) By carrying out the scattered radiation processing of the present invention, the effects (1), (2) and (3) can be obtained, and simultaneous imaging of a plurality of nuclides that are not currently realized is possible. Spread.
(6) By implementing the scattered radiation processing of the present invention, the true data number increases in addition to the reduction of contamination, so that the imaging time can be shortened.
(7) When the present invention is applied to a PET apparatus, simultaneous imaging of emission and transmission can be realized with high accuracy.
(8) When the present invention is applied to a PET apparatus using a semiconductor detector, higher quantitativeness can be obtained and highly accurate diagnosis can be realized by the high energy resolution of the semiconductor detector and the effect of reducing contamination.
(9) When the present invention is applied to a PET apparatus, the effects (7) and (8) can be obtained, and transmission and emission can be imaged simultaneously, so that the imaging time can be shortened.
(10) When the present invention is applied to a PET apparatus, the effects (7) and (8) can be obtained, and simultaneous transmission and emission imaging can be performed. Can be corrected (body motion correction), the blur of the emission image can be reduced, and a more accurate PET image can be obtained.

（実施例２）
図８は、図６の散乱線処理の別実施例を示す図であり、統合ＦＰＧＡ２７での散乱線のノイズを低エネルギー側カウントから直接除く処理を示す。 (Example 2)
FIG. 8 is a diagram showing another embodiment of the scattered radiation processing of FIG. 6, and shows processing for directly removing scattered radiation noise from the low energy side count in the integrated FPGA 27.

ステップ８０１は、イベントデータを高エネルギー側の放射線信号として識別する識別処理である。ステップ８０１で、高エネルギー側の核種からの放射線信号と判定されたイベントはデータ処理装置１２に転送する。ステップ８０１で高エネルギー側の核種からの放射線信号ではないと判定されたイベントはステップ５００へ進む。ステップ５００にて散乱線ノイズ除去を実施する。図５で説明したように、ステップ５００で、統合ＦＰＧＡ２７は複数のイベントデータＩ（Ｉｓ，Ｉｅ，Ｉｔ），Ｊ（Ｊｓ，Ｊｅ，Ｊｔ）からエネルギー判定以外の散乱線処理を実施する。 Step 801 is an identification process for identifying event data as a high-energy radiation signal. In step 801, the event determined as the radiation signal from the nuclide on the high energy side is transferred to the data processing device 12. If it is determined in step 801 that the signal is not a radiation signal from a high-energy nuclide, the process proceeds to step 500. In step 500, scattered noise removal is performed. As described with reference to FIG. 5, in step 500, the integrated FPGA 27 performs scattered radiation processing other than energy determination from a plurality of event data I (Is, Ie, It), J (Js, Je, Jt).

ステップ５００にて散乱線と判定されたデータは合成データＫ（Ｋｓ，Ｋｅ，Ｋｔ）を生成し、ステップ８０３に移行する。本処理により低エネルギー側イベントから高エネルギー側の散乱線ノイズを除去している。また、除去されたデータ中でステップ８０４にて条件を満たした合成データは、ステップ８０１の有効データと共に高エネルギー側の核種からの放射線信号であるイベントとしてデータ処理装置１２に転送する。 The data determined to be scattered radiation at step 500 generates composite data K (Ks, Ke, Kt), and the process proceeds to step 803. This process removes scattered energy on the high energy side from low energy side events. Further, the synthesized data that satisfies the condition in step 804 in the removed data is transferred to the data processing device 12 as an event that is a radiation signal from the nuclide on the high energy side together with the effective data in step 801.

ステップ５００にて散乱線データと判定されなかったデータは、ステップ８０２で処理される。 Data that is not determined as scattered radiation data in step 500 is processed in step 802.

ステップ８０２は、イベントデータを低エネルギー側の放射線信号として識別する識別処理である。ステップ８０２で低エネルギー側の核種と判定されたイベントは低エネルギー側の核種からの放射線信号としてデータ処理装置１２に転送する。 Step 802 is an identification process for identifying event data as a radiation signal on the low energy side. The event determined as the nuclide on the low energy side in step 802 is transferred to the data processing device 12 as a radiation signal from the nuclide on the low energy side.

図６のイベントデータを低エネルギー側の放射線信号として識別するステップ６０１の処理に対して、散乱線処理５００を独立した処理又は後処理とした例と比較して、図８のイベントデータを低エネルギー側の放射線信号として識別するステップ８０２の処理に対して、散乱線処理５００を前処理とすることで、統合ＦＰＧＡ２７の処理をシンプルにすることができる。図６のイベントデータを低エネルギー側の放射線信号として識別するステップ６０１の処理に対して、散乱線処理５００を独立した処理とすることで、図８の処理に比較して、処理速度を上げることができる。 Compared to the example in which the scattered radiation process 500 is an independent process or a post-process with respect to the process in step 601 for identifying the event data in FIG. 6 as a radiation signal on the low energy side, the event data in FIG. The processing of the integrated FPGA 27 can be simplified by setting the scattered radiation processing 500 as a pre-processing for the processing of step 802 for identifying the side radiation signal. By making the scattered radiation process 500 an independent process for the process of step 601 for identifying the event data of FIG. 6 as a radiation signal on the low energy side, the processing speed is increased compared to the process of FIG. Can do.

また、図６や図８の統合ＦＰＧＡ２７の処理は、複数の異なるエネルギーの核種の撮像を行う際に実施する散乱線処理５００と、複数の検出器で検出された放射線検出信号を低エネルギー側の放射線信号として識別する識別処理（６０１，８０２）と、複数の検出器で検出された放射線検出信号を高エネルギー側の放射線信号として識別する識別処理
（８０１）とを独立又は連続に実施し、前記散乱線処理は前記低エネルギー側の放射線信号の一部を除いて高エネルギー側の放射線信号とする処理を実行している。 The processing of the integrated FPGA 27 in FIGS. 6 and 8 includes the scattered radiation processing 500 performed when imaging a plurality of nuclides of different energies, and the radiation detection signals detected by the plurality of detectors on the low energy side. The identification processing (601, 802) for identifying as a radiation signal and the identification processing (801) for identifying the radiation detection signals detected by a plurality of detectors as radiation signals on the high energy side are performed independently or continuously, In the scattered radiation processing, a process is performed in which a part of the radiation signal on the low energy side is removed to obtain a radiation signal on the high energy side.

（実施例３）
本実施例では、図９を用いて、ＳＰＥＣＴ装置での異なるエネルギーの核種を用いたエミッションの同時撮像を行い、ＳＰＥＣＴ装置により検出器内での散乱線を直接識別し除去する例を記載する。ＳＰＥＣＴ装置５１は、一対の放射線検出ブロック５２、回転支持台（回転体）５７、データ処理装置６０、及び表示装置１３を備える。それらの放射線検出ブロック５２は、回転支持台５７に周方向に１８０°ずれた位置に配置される。具体的には、それぞれの放射線検出ブロック５２の各ユニット支持部材５６が周方向に１８０°隔てた位置で回転支持台５７に取り付けられる。１２枚の結合基板２３を含む複数の検出器ユニット２がそれぞれのユニット支持部材５６に着脱可能に取り付けられる。従って、検出器２１がユニット支持部材に保持される。統合ＦＰＧＡ２７の処理内容は、実施例１，２で記載した、エネルギーの異なる２核種によるトランスミッションとエミッションの同時撮像の処理と同様である。放射線遮蔽材（例えば、鉛、タングステン等）で作られたコリメータ５５がそれぞれの放射線検出ブロック５２に設けられる。各コリメータ５５は、放射線（例えば、γ線）を通過する多数の放射線通路を形成している。これらの放射線通路は、１つの放射線検出ブロック５２の全検出器基板２０において先端部に位置する各検出器２１と一対一に対応して設けられている。全結合基板２３及びコリメータ５５は回転支持台５７に設置された遮光・電磁シールド５４内に配置される。コリメータ５５は遮光・電磁シールド５４に取り付けられる。遮光・電磁シールド５４はγ線以外の電磁波の検出器２１等への影響を遮断している。 (Example 3)
In this embodiment, an example in which simultaneous imaging of emissions using nuclides of different energies in the SPECT apparatus is performed, and scattered rays in the detector are directly identified and removed by the SPECT apparatus will be described with reference to FIG. The SPECT device 51 includes a pair of radiation detection blocks 52, a rotation support base (rotary body) 57, a data processing device 60, and the display device 13. These radiation detection blocks 52 are arranged on the rotation support base 57 at positions shifted by 180 ° in the circumferential direction. Specifically, each unit support member 56 of each radiation detection block 52 is attached to the rotation support table 57 at a position 180 degrees apart in the circumferential direction. A plurality of detector units 2 including 12 coupling substrates 23 are detachably attached to the respective unit support members 56. Therefore, the detector 21 is held by the unit support member. The processing content of the integrated FPGA 27 is the same as the processing for simultaneous imaging of transmission and emission by two nuclides with different energies described in the first and second embodiments. A collimator 55 made of a radiation shielding material (for example, lead, tungsten, etc.) is provided in each radiation detection block 52. Each collimator 55 forms a large number of radiation paths through which radiation (for example, γ rays) passes. These radiation paths are provided in a one-to-one correspondence with the detectors 21 located at the tip of all the detector substrates 20 of one radiation detection block 52. All the coupling substrates 23 and the collimator 55 are arranged in a light shielding / electromagnetic shield 54 installed on the rotation support base 57. The collimator 55 is attached to the light shielding / electromagnetic shield 54. The light shielding / electromagnetic shield 54 blocks the influence of electromagnetic waves other than γ rays on the detector 21 and the like.

データ処理装置６０の処理内容は、データ処理装置１２の処理の内、同時計測１２Ａが無く、画像再構成１２Ｂは同じである。データ処理装置６０は、回転支持台５７を回転させるモータ（図示せず）の回転軸に連結された角度計（図示せず）で検出された回転角度が入力される。この回転角度は、それぞれの放射線検出ブロック５２の回転角度を示し、具体的にはそれぞれの検出器２１の回転角度を示している。データ処理装置６０は、この回転角度を基に、旋回している各検出器２１の旋回軌道上での位置（位置座標）を求める。このため、γ線を検出した時点での検出器２１の位置（位置座標）が求められる。データ処理装置６０は、算出した検出器２１の位置を基に、波高値情報が設定値以上になるγ線を計数する。この計数は、回転支持台５７の回転中心を基準に０．５°ずつ区切って得られる各領域に対してなされる。データ処理装置６０は、γ線を検出した時点での検出器２１の位置情報及びγ線の計数値（計数情報）を用いて、放射性薬剤の集積位置、すなわち悪性腫瘍位置での被検者の断層像情報を作成する。この断層像情報は表示装置１３に表示される。前記のパケット情報、検出器２１の位置情報、及び断層像情報等の情報は、データ処理装置１２の記憶装置に記憶される。 The processing content of the data processing device 60 is the same as the image reconstruction 12B without the simultaneous measurement 12A in the processing of the data processing device 12. The data processor 60 receives a rotation angle detected by an angle meter (not shown) connected to a rotation shaft of a motor (not shown) that rotates the rotation support base 57. This rotation angle indicates the rotation angle of each radiation detection block 52, specifically, the rotation angle of each detector 21. Based on this rotation angle, the data processing device 60 obtains the position (positional coordinate) of each detector 21 that is turning on the turning track. For this reason, the position (positional coordinate) of the detector 21 at the time of detecting the γ-ray is obtained. Based on the calculated position of the detector 21, the data processing device 60 counts γ rays whose peak value information is equal to or greater than a set value. This counting is performed for each region obtained by dividing the rotation support table 57 by 0.5 ° with respect to the rotation center. The data processing device 60 uses the position information of the detector 21 at the time of detecting γ-rays and the count value (count information) of the γ-rays to collect the radiopharmaceuticals, that is, the position of the subject at the malignant tumor position. Create tomographic image information. This tomographic image information is displayed on the display device 13. Information such as the packet information, the position information of the detector 21 and the tomographic image information is stored in the storage device of the data processing device 12.

本実施例によれば、他の実施例で示した効果の他、ＳＰＥＣＴ装置での異なるエネルギーの核種を用いたエミッションの同時撮像時に、検出器内での散乱線を直接識別し除去でき、高エネルギー側から低エネルギー側へのコンタミを低減し、画質及び定量性を向上することができる。 According to the present embodiment, in addition to the effects shown in the other embodiments, the scattered radiation in the detector can be directly identified and removed during simultaneous imaging of emissions using nuclides of different energies in the SPECT apparatus. Contamination from the energy side to the low energy side can be reduced, and the image quality and quantitativeness can be improved.

（実施例４）
本実施例では、図１０を用いて、ＳＰＥＣＴ装置での異なるエネルギーの核種を用いたエミッションとトランスミッションの同時撮像を行い、ＳＰＥＣＴ装置により検出器内での散乱線を直接識別し除去する例を記載する。ＳＰＥＣＴ装置５１は、図９と同じである。コリメータ２２及びトランスミッション線源は図２と同じである。データ処理装置６０の処理内容は、エミッションデータの処理は図９と同じである。データ処理装置６０でのトランスミッションデータの処理については、データ処理装置１２の処理と同じである。 Example 4
In this embodiment, referring to FIG. 10, an example of performing simultaneous imaging of emission and transmission using nuclides of different energies in the SPECT apparatus, and directly identifying and removing scattered rays in the detector by the SPECT apparatus is described. To do. The SPECT apparatus 51 is the same as that shown in FIG. The collimator 22 and the transmission source are the same as in FIG. The processing content of the data processing device 60 is the same as that of FIG. The transmission data processing in the data processing device 60 is the same as the processing in the data processing device 12.

本実施例によれば、他の実施例で示した効果の他、ＳＰＥＣＴ装置での異なるエネルギーの核種を用いたエミッションとトランスミッションの同時撮像時に、検出器内での散乱線を直接識別し除去でき、高エネルギー側から低エネルギー側へのコンタミを低減し、画質及び定量性を向上することができる。 According to the present embodiment, in addition to the effects shown in the other embodiments, the scattered radiation in the detector can be directly identified and removed during simultaneous imaging of emission and transmission using nuclides of different energies in the SPECT apparatus. , Contamination from the high energy side to the low energy side can be reduced, and the image quality and quantitativeness can be improved.

以上本発明について好適な実施の形態について例を示したが、本発明は前記実施の形態に限定されず、本発明の趣旨を逸脱しない範囲で適宜変更が可能である。 An example of the preferred embodiment of the present invention has been described above, but the present invention is not limited to the above-described embodiment, and can be appropriately changed without departing from the spirit of the present invention.

本発明の実施の形態に係る核医学診断装置としてのＰＥＴ装置の構成を示す斜視図である。It is a perspective view which shows the structure of PET apparatus as a nuclear medicine diagnostic apparatus which concerns on embodiment of this invention. 図１のＰＥＴ装置のカメラの周方向の断面を模式的に示し、ＰＥＴ装置での異なるエネルギーの核種を用いたエミッションとトランスミッションの同時撮像を示した図である。It is the figure which showed the cross section of the circumferential direction of the camera of the PET apparatus of FIG. 1 typically, and showed the simultaneous imaging of the emission and transmission using the nuclide of different energy in PET apparatus. 図２の検出器ユニットに含まれる検出器基板の構成を示し、（ａ）検出器基板を示した正面図、（ｂ）は検出器基板の側面図を模式的に示した斜視図である。The structure of the detector board | substrate contained in the detector unit of FIG. 2 is shown, (a) The front view which showed the detector board | substrate, (b) is the perspective view which showed the side view of a detector board | substrate typically. 本発明のデータ処理フローを示したデータ処理フロー図である。It is the data processing flowchart which showed the data processing flow of this invention. 図４のデータ処理内の特に散乱線処理部分を詳細に示した散乱線処理データフロー図である。FIG. 5 is a scattered radiation processing data flow diagram showing in particular a scattered radiation processing portion in the data processing of FIG. 4 in detail. 統合ＦＰＧＡでの散乱線ノイズを低エネルギー側カウントから直接除く処理。Processing to directly remove scattered radiation noise from the low energy side count in the integrated FPGA. 本発明の効果を説明するためのエネルギースペクトルの概念図である。It is a conceptual diagram of the energy spectrum for demonstrating the effect of this invention. 統合ＦＰＧＡでの散乱線ノイズを低エネルギー側カウントから除く処理の別実施例。Another embodiment of the process of removing scattered radiation noise from the low energy side count in the integrated FPGA. ＳＰＥＣＴ装置での異なるエネルギーの核種を用いたエミッションの同時撮像。Simultaneous imaging of emissions using nuclides of different energies with SPECT equipment. ＳＰＥＣＴ装置での異なるエネルギーの核種を用いたエミッションとトランスミッションの同時撮像。Simultaneous imaging of emissions and transmissions using nuclides of different energies with SPECT equipment.

Explanation of symbols

１ＰＥＴ装置（陽電子放出断層撮影装置）
２検出器ユニット
１１撮像装置
１２データ処理装置
１２Ａ同時計測装置
１２Ｂ画像作成装置
１３表示装置
１４検査台
２０検出器基板
２１検出器（半導体放射線検出器）
２２コリメータ
２３統合基板
２４アナログＡＳＩＣ（アナログ集積回路）
２５ＡＤＣ
２６検出器ＦＰＧＡ（デジタル集積回路）
２７統合ＦＰＧＡ
３０トランスミッション線源
５１ＳＰＥＣＴ装置
５２放射線検出ブロック
５５コリメータ
５６ユニット支持部材
５７回転支持台（回転体）
６０データ処理装置 1 PET equipment (positron emission tomography equipment)
2 detector unit 11 imaging device 12 data processing device 12A simultaneous measurement device 12B image creation device 13 display device 14 inspection table 20 detector substrate 21 detector (semiconductor radiation detector)
22 collimator 23 integrated substrate 24 analog ASIC (analog integrated circuit)
25 ADC
26 Detector FPGA (Digital Integrated Circuit)
27 Integrated FPGA
30 Transmission line source 51 SPECT device 52 Radiation detection block 55 Collimator 56 Unit support member 57 Rotation support base (rotary body)
60 Data processing device

Claims

A nuclear medicine diagnostic apparatus, comprising: a processing circuit that performs scattered radiation processing when simultaneously imaging a plurality of nuclides of different energies.

2. The nuclear medicine diagnosis apparatus according to claim 1, wherein the simultaneous imaging of the plurality of nuclides having different energies is simultaneous imaging of emission and transmission using nuclides having different energies.

The nuclear medicine diagnosis apparatus according to claim 1,
The nuclear medicine diagnostic apparatus is a SPECT apparatus,
The SPECT apparatus characterized in that the simultaneous imaging of the plurality of nuclides of different energies is the simultaneous imaging of emissions using nuclides of different energies.

2. The nuclear medicine diagnosis apparatus according to claim 1, wherein energy information, position information, and time information of the detected gamma rays are used as the scattered radiation processing.

The nuclear medicine diagnosis apparatus according to claim 2, wherein 137Cs is used as the transmission radiation source.

The nuclear medicine diagnosis apparatus according to claim 1, wherein the nuclear medicine diagnosis apparatus includes a detector, and a semiconductor detector is used as the detector.

In claim 1,
The nuclear medicine diagnostic apparatus has a plurality of detectors for detecting radiation,
The processing circuit identifies a radiation detection signal detected by the plurality of detectors as a low energy side radiation signal; and
A plurality of radiation detection signals detected by the plurality of detectors, which are performed as one of pre-processing, post-processing, and independent processing, are added to the processing for identifying the radiation detection signal on the low energy side. And a processing circuit for performing the scattered radiation processing for generating a high-energy radiation detection signal.

In claim 7,
The nuclear medicine diagnosis apparatus, wherein the processing circuit is a processing circuit that performs the scattered radiation process as an independent process with respect to a process of identifying the radiation signal on the low energy side.

In claim 7,
The nuclear medicine diagnosis apparatus, wherein the processing circuit is a processing circuit that performs the scattered radiation processing as a preprocessing for the processing to identify the radiation signal on the low energy side.

A plurality of detectors for detecting radiation, a processing circuit for generating energy information, position information, and time information for radiation detection signals detected by the plurality of detectors, and radiation detection detected by the plurality of detectors An imaging device having a processing circuit for performing scattered radiation processing for adding a signal to generate a high-energy radiation detection signal;
A data processing device for creating an image from the data of the processing circuit;
The processing circuit includes the scattered radiation processing performed when imaging a plurality of nuclides of different energies, and an identification process for identifying radiation detection signals detected by the plurality of detectors as radiation signals on a low energy side, The identification processing for identifying the radiation detection signals detected by the plurality of detectors as a radiation signal on the high energy side is performed independently or continuously, and the scattered radiation processing performs a part of the radiation signal on the low energy side. A nuclear medicine diagnostic apparatus characterized in that it is a processing circuit that executes a process of making a radiation signal on the high energy side except.