JP2010197140A

JP2010197140A - Positron ct apparatus

Info

Publication number: JP2010197140A
Application number: JP2009040659A
Authority: JP
Inventors: Akiyoshi Kaneda; 明義金田
Original assignee: Toshiba Corp; Toshiba Medical Systems Corp
Current assignee: Toshiba Corp; Canon Medical Systems Corp
Priority date: 2009-02-24
Filing date: 2009-02-24
Publication date: 2010-09-09
Anticipated expiration: 2029-02-24
Also published as: JP5254076B2

Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To provide a positron CT apparatus capable of effectively capturing γ-rays radiated from a periphery of a ring-shape detector and utilizing it as a three-dimensional projection data. <P>SOLUTION: In addition to a ring-shape detector 10 constructed by apposing two or more detectors, aligned to a ring shape, along a direction parallel to an axial direction, an auxiliary detector 20 constructed by arranging two-dimensionally detectors on a plane intersecting perpendicularly with the axis. Simultaneous incidence of the γ-rays into the detectors 40, 50 combined by the ring-shape detector and the auxiliary detector is detected, and reconstruction treatment is carried out using the detected data to generate reconstruction data. <P>COPYRIGHT: (C)2010,JPO&INPIT

Description

本発明は、被検体内の放射性同位元素から放射されるガンマ線を検出するポジトロンＣＴ装置に関する。 The present invention relates to a positron CT apparatus that detects gamma rays emitted from a radioisotope in a subject.

ポジトロンＣＴ装置は、被検体内の放射性同位元素から放射されるガンマ線を検出する装置である。放射性同位元素としてポジトロン放射核種を被検体に投与し、この被検体内の生体物質等を標識させ、トレーサとして用いることで、放射性同位元素の濃度分布から生理学的或いは生化学的な機能を表わすデータを得るものである。このデータは、２次元状又は３次元状に配置された画像として認識される。 The positron CT apparatus is an apparatus that detects gamma rays emitted from a radioisotope in a subject. Data representing physiological or biochemical functions from the concentration distribution of radioisotopes by administering positron radionuclide as a radioisotope to a subject, labeling biological substances in this subject, and using it as a tracer Is what you get. This data is recognized as an image arranged two-dimensionally or three-dimensionally.

ポジトロンＣＴ装置は、陽電子が自由電子と結合して消滅する際に１８０°対向方向に放出されるガンマ線のペアを検出することでその方向を通る軌跡上に放射性同位元素が存在するものとして濃度分布を示す画像データを再構成する。これにより、操作者は、外科的手段によることなく被検体内部の病変部、血流量、脂肪酸代謝量等を確認することができる。 The positron CT system detects the pair of gamma rays emitted in the opposite direction of 180 ° when the positrons combine with the free electrons and annihilates, so that the concentration distribution assumes that the radioisotope exists on the trajectory passing through that direction. Is reconstructed. Thereby, the operator can confirm the lesioned part, blood flow rate, fatty acid metabolism amount, etc. inside the subject without using surgical means.

図４に従来のポジトロンＣＴ装置の構成を示す。このポジトロンＣＴ装置１００は、リング状検出器１０が配置されている（例えば、「特許文献１」参照。）。このリング状検出器１０には、検出器４０がリング状かつリング軸方向に複数並置くされて配置される。リング状検出器１０の内部には、被検体Ｐを載置した寝台３０が挿入される。 FIG. 4 shows the configuration of a conventional positron CT apparatus. The positron CT apparatus 100 is provided with a ring-shaped detector 10 (see, for example, “Patent Document 1”). In this ring-shaped detector 10, a plurality of detectors 40 are arranged side by side in the ring shape and in the ring axis direction. A bed 30 on which the subject P is placed is inserted into the ring detector 10.

検出器４０は、ＬＳＯ（Ｌｕ_２ＳｉＯ_５）やＢＧＯ（Ｂｉ_４Ｇｅ_３Ｏ_１２）等の５１１ｋｅＶに対する検出効率が高く且つ潮解性がないシンチレータをリング内周側に配し、その背面に光電子増倍管（ＰＭＴ）を配した構成、若しくは半導体検出器と呼称される化合物半導体テルルカドミウム（ＣｄＴｅ）やＣｄＺｎＴｅで構成される。 In the detector 40, a scintillator having high detection efficiency with respect to 511 keV such as LSO (Lu ₂ SiO ₅ ) and BGO (Bi ₄ Ge ₃ O ₁₂ ) and having no deliquescent properties is arranged on the inner periphery side of the ring, and a photoelectron increase is provided on the back side. It is composed of a double tube (PMT) or a compound semiconductor called tellurium cadmium (CdTe) or CdZnTe called a semiconductor detector.

二カ所の検出器４０で同一タイミングで検出したガンマ線のペアを基に、この二カ所の検出器４０を通る軌跡上に放射性同位元素が存在するものと仮定して、被検体Ｐ内の放射性同位元素の濃度分布の画像を作成する。 Based on the pair of gamma rays detected at the same timing by the two detectors 40, it is assumed that a radioisotope is present on the trajectory passing through the two detectors 40 and the radioisotope in the subject P is present. Create an image of the concentration distribution of elements.

ここで、このような従来のポジトロンＣＴ装置１００では、リング状検出器１０に配される二カ所の検出器４０を１８０°対向方向とするガンマ線のペアは検出可能である。しかし、例えば、図４のＮ位置のようなリング状検出器１０の際（きわ）で放射されたガンマ線は、その放射の対向方向によっては一方のガンマ線が検出できないため、ガンマ線のカウント対象とはならない。具体的には、図中のＮ位置でガンマ線が１８０°対向方向へ放射され、一方がリング状検出器１０の２５番目の検出器４０に到達したものは、他方のガンマ線がリング状検出器１０外へ飛び出しているため検出できず、ガンマ線の同時計数収集データに含まれない。 Here, in such a conventional positron CT apparatus 100, it is possible to detect a pair of gamma rays in which the two detectors 40 arranged in the ring-shaped detector 10 are opposed to each other by 180 °. However, for example, gamma rays emitted at the time of the ring detector 10 such as the N position in FIG. 4 cannot be detected depending on the opposite direction of the radiation. Don't be. Specifically, when the gamma ray is emitted in the opposite direction by 180 ° at the N position in the figure and one reaches the 25th detector 40 of the ring detector 10, the other gamma ray is the ring detector 10. It cannot be detected because it has jumped out and is not included in the gamma ray coincidence collection data.

このように、従来のポジトロンＣＴ装置１００では、リング状検出器１０の際で放射されたガンマ線のカウント数が少なくなりやすく、特に被検体Ｐの頭頂部付近の画質が低下する傾向があった。 As described above, in the conventional positron CT apparatus 100, the count number of gamma rays emitted from the ring detector 10 tends to decrease, and the image quality particularly near the top of the subject P tends to deteriorate.

特開２００２−１１６２５６号公報JP 2002-116256 A

本発明は、上記事情に鑑みてなされたものであり、その目的とするところは、リング状検出器の際で放射されたガンマ線を効率よく捕捉し、一つの投影データとして用いることのできるポジトロンＣＴ装置を提供することにある。 The present invention has been made in view of the above circumstances, and its object is to efficiently capture gamma rays emitted at the time of a ring detector and use them as a single projection data. To provide an apparatus.

上記課題を解決するために、請求項１記載の発明は、被検体内の放射性同位元素から放出されるガンマ線の検出に基づく投影データから画像を生成するポジトロンＣＴ装置であって、リング状に配列された検出器を前記被検体の軸方向に平行な方向に複数並置された前記ガンマ線の第一の放射線検出手段と、前記軸と直交する平面に検出器を二次元状に配列した前記ガンマ線の第二の放射線検出手段と、前記第一の放射線検出手段及び前記第二の放射線検出手段の各検出器の出力データで同時計数とされるペアを検出する同時計数手段と、前記同時計数手段で得た出力データのペアに基づき、検出器のガンマ線入射位置を結んだ軌跡を通る各ボクセルにその軌跡を投影方向とするガンマ線の投影データを逆投影処理することで、前記被検体内の前記放射性同位元素の濃度分布である前記三次元画像を再構成する再構成手段と、を備えること、を特徴とする。 In order to solve the above problems, the invention described in claim 1 is a positron CT apparatus for generating an image from projection data based on detection of gamma rays emitted from a radioisotope in a subject, and arranged in a ring shape. A plurality of the detectors arranged in parallel in the direction parallel to the axial direction of the subject, and a gamma ray of the gamma ray in which the detectors are arranged two-dimensionally on a plane orthogonal to the axis. A second radiation detection means; a coincidence counting means for detecting a pair which is counted simultaneously in output data of each detector of the first radiation detection means and the second radiation detection means; and the coincidence counting means. Based on the obtained pair of output data, the projection data of the gamma ray having the locus as the projection direction is subjected to back projection processing on each voxel passing through the locus connecting the gamma ray incident positions of the detector. It and a reconstruction means for reconstructing the three-dimensional image is a density distribution of the radioisotope, and wherein.

前記再構成手段は、前記第一の放射線検出手段の一対の検出器の位置を結んだ軌跡と、前記第一の放射線検出手段の検出器と前記第二の放射線検出手段の検出器の位置を結んだ軌跡とを加えた、一つの三次元投影データを生成し、この三次元投影データを逆投影処理することにより前記三次元画像を求めるようにしてもよい（請求項２記載の発明に相当）。 The reconstructing means includes a locus connecting the positions of the pair of detectors of the first radiation detecting means, the positions of the detectors of the first radiation detecting means and the detectors of the second radiation detecting means. The three-dimensional image may be obtained by generating one three-dimensional projection data to which the connected trajectory is added and performing a back projection process on the three-dimensional projection data (corresponding to the invention according to claim 2). ).

前記第二の放射線検出手段は、前記被検体の頭頂部側の予め決められた箇所に配置されているようにしてもよい（請求項３記載の発明に相当）。 The second radiation detection means may be arranged at a predetermined location on the top side of the subject (corresponding to the invention according to claim 3).

本発明によれば、第一の放射線検出手段から漏れたガンマ線も第二の放射線検出手段で検出できるため、この第１の放射線検出手段と第２の放射線検出手段を通る軌跡上を投影方向とするガンマ線の投影データも加えて三次元画像を再構成処理できるため、画像の画質の向上につながる。 According to the present invention, since the gamma rays leaking from the first radiation detection means can also be detected by the second radiation detection means, the projection direction is set on the trajectory passing through the first radiation detection means and the second radiation detection means. Since the 3D image can be reconstructed by adding the projection data of the gamma rays to be generated, the image quality of the image is improved.

ポジトロンＣＴ装置の検出器構成を示すブロック図である。It is a block diagram which shows the detector structure of a positron CT apparatus. ポジトロンＣＴ装置の内部構成を示すブロック図である。It is a block diagram which shows the internal structure of a positron CT apparatus. ポジトロンＣＴ装置の動作を示すフローチャートである。It is a flowchart which shows operation | movement of a positron CT apparatus. 従来のポジトロンＣＴ装置の検出器構成を示すブロック図である。It is a block diagram which shows the detector structure of the conventional positron CT apparatus.

以下、本発明に係るポジトロンＣＴ装置の好適な実施形態について、図面を参照しながら具体的に説明する。 Hereinafter, a preferred embodiment of a positron CT apparatus according to the present invention will be specifically described with reference to the drawings.

図１は、本実施形態に係るポジトロンＣＴ装置１の検出器構成を示すブロック図である。ポジトロンＣＴ装置１は、被検体Ｐ内の放射性同位元素から放出されるガンマ線を検出し、被検体Ｐ内の再構成データを作成する装置である。放射性同位元素としては、ポジトロン放射核種が利用される。このポジトロン放射核種から放出された陽電子が近傍の自由電子と結合して消滅する際に１８０°対向方向に放射される５１１ｋｅＶのガンマ線を検出し、同じタイミングで入射したものを弁別することでこれらガンマ線の入射方向が決定されるため、その入射方向が通る軌跡上に放射性同位元素が存在することを用いて３次元投影データから３次元画像を再構成する。３次元画像は、ガンマ線の入射方向が通る軌跡の重なり度合いを画素値として入射データを３次元状に配したデータであり、被検体Ｐ内の放射性同位元素の濃度分布が３次元状に表わされる。 FIG. 1 is a block diagram showing a detector configuration of a positron CT apparatus 1 according to this embodiment. The positron CT apparatus 1 is an apparatus that detects gamma rays emitted from radioisotopes in the subject P and creates reconstruction data in the subject P. As the radioisotope, a positron radionuclide is used. When positrons emitted from this positron emitting nuclide are combined with nearby free electrons and annihilated, 511 keV gamma rays emitted in the opposite direction of 180 ° are detected, and those incident at the same timing are discriminated to detect these gamma rays. Therefore, the three-dimensional image is reconstructed from the three-dimensional projection data by using the presence of the radioisotope on the locus through which the incident direction passes. The three-dimensional image is data in which incident data is arranged three-dimensionally with the degree of overlap of trajectories through which the incident direction of gamma rays passes as pixel values, and the concentration distribution of the radioisotope in the subject P is three-dimensionally represented. .

このポジトロンＣＴ装置１は、主にリング状検出器１０と補助検出器２０とを備える。リング状検出器１０と補助検出器２０には、複数の検出器４０、５０が配置されている。リング状検出器１０には、検出器４０がリング状かつリング軸方向に平行な方向に複数並置される。補助検出器２０には、検出器５０がリング軸と直交する平面に２次元状に配置される。 The positron CT apparatus 1 mainly includes a ring detector 10 and an auxiliary detector 20. A plurality of detectors 40 and 50 are arranged in the ring detector 10 and the auxiliary detector 20. A plurality of detectors 40 are juxtaposed in the ring-shaped detector 10 in a ring shape and in a direction parallel to the ring axis direction. In the auxiliary detector 20, the detector 50 is two-dimensionally arranged on a plane orthogonal to the ring axis.

リング状検出器１０の内部には、被検体Ｐを載置した寝台３０が挿入される。補助検出器２０は、被検体Ｐの頭頂部側に設置される。この補助検出器２０は、ポジトロンＣＴ装置１に対して脱着可能であってもよいが、その設置位置は、予め定められた位置から不動である。例えば、補助検出器２０は、リング状検出器１０内を移動する寝台３０上ではなく、設置位置が固定されたガントリに設置される。即ち、補助検出器２０に配置された任意の検出器５０とリング状検出器１０の任意の検出器４０とに同時タイミングにガンマ線が入射すれば、それら検出器４０、５０を通る軌跡が設置態様によって変わらないように、必ず決まった位置に設置される。もし、決まった位置に設置できない場合は、補助検出器２０とリング状検出器１０の位置を正確に測定し、各検出器の位置を正確に求めることで処理可能となる。この補助検出器２０は、被検体Ｐの頭頂部を覆う程度以上の面積を有することが望ましい。 A bed 30 on which the subject P is placed is inserted into the ring detector 10. The auxiliary detector 20 is installed on the top of the subject P. The auxiliary detector 20 may be detachable from the positron CT apparatus 1, but its installation position is fixed from a predetermined position. For example, the auxiliary detector 20 is installed not on the bed 30 moving in the ring detector 10 but in a gantry with a fixed installation position. That is, if gamma rays are incident on the arbitrary detector 50 arranged in the auxiliary detector 20 and the arbitrary detector 40 of the ring-shaped detector 10 at the same time, the trajectory passing through the detectors 40 and 50 is installed. It must be installed at a fixed position so that it does not change depending on the location. If it cannot be installed at a fixed position, it can be processed by accurately measuring the positions of the auxiliary detector 20 and the ring-shaped detector 10 and accurately determining the position of each detector. It is desirable that the auxiliary detector 20 has an area that is at least enough to cover the top of the subject P.

検出器４０、５０は、１．６ｍｍ×１．６ｍｍ等の面積を有するＬＳＯ（Ｌｕ_２ＳｉＯ_５）やＢＧＯ（Ｂｉ_４Ｇｅ_３Ｏ_１２）等の５１１ｋｅＶに対する検出効率が高く且つ潮解性がないシンチレータをリング内周側に配し、その背面に光電子増倍管（ＰＭＴ）を配した構成を有する。シンチレータに入射したガンマ線はシンチレータにより４２０ｎｍにピークを持つ光に変換され、その光が光電子増倍管で電気信号され、検出器４０、５０から出力される。この電気信号には、ガンマ線が入射された検出器４０、５０、即ち検出器４０、５０自身を示す情報、ガンマ線がいかなるエネルギーを有するかの情報が含まれる。 The detectors 40 and 50 are scintillators having high detection efficiency with respect to 511 keV such as LSO (Lu ₂ SiO ₅ ) and BGO (Bi ₄ Ge ₃ O ₁₂ ) having an area of 1.6 mm × 1.6 mm and the like and having no deliquescence. Is arranged on the inner peripheral side of the ring, and a photomultiplier tube (PMT) is arranged on the back surface thereof. The gamma rays incident on the scintillator are converted into light having a peak at 420 nm by the scintillator, and the light is electrically signaled by the photomultiplier tube and output from the detectors 40 and 50. This electrical signal includes information indicating the detectors 40 and 50 to which the gamma rays are incident, that is, the detectors 40 and 50 themselves, and information on what energy the gamma rays have.

尚、検出器４０、５０は、半導体検出器と呼称される化合物半導体テルルカドミウム（ＣｄＴｅ）やＣｄＺｎＴｅとしてもよい。この場合は、光電子増倍管を必要とせず、ガンマ線から直接電気信号を得ることが可能となる。 The detectors 40 and 50 may be compound semiconductor tellurium cadmium (CdTe) or CdZnTe called a semiconductor detector. In this case, an electric signal can be obtained directly from gamma rays without the need for a photomultiplier tube.

このリング状検出器１０と補助検出器２０とを有するポジトロンＣＴ装置１では、リング状検出器１０の何れかの検出器４０をペアとしない放射方向に放射したガンマ線を捕捉可能となる。 In the positron CT apparatus 1 having the ring detector 10 and the auxiliary detector 20, it is possible to capture gamma rays emitted in a radiation direction that does not pair any detector 40 of the ring detector 10.

例えば、図１に示すように、頭頂部付近Ｎで放射されたガンマ線がリング状検出器１０の２６番目の検出器４０に入射した場合には、その対向方向に放射されたガンマ線を捕捉することのできるリング状検出器１０の検出器４０はないが、補助検出器２０の２７番目の検出器５０が存在する。従って、頭頂部付近Ｎから、この２６番目と２７番目の検出器４０、５０を通る軌跡の方向へ放射されたガンマ線についてもポジトロンＣＴ装置１は捕捉可能となり、この頭頂部付近Ｎのデータも十分に取得可能となる。 For example, as shown in FIG. 1, when a gamma ray radiated near the top N is incident on the 26th detector 40 of the ring-shaped detector 10, the gamma ray radiated in the opposite direction is captured. There is no detector 40 of the ring-shaped detector 10 that can be, but there is a 27th detector 50 of the auxiliary detector 20. Therefore, the positron CT apparatus 1 can also capture the gamma rays emitted from the vicinity of the top N in the direction of the trajectory passing through the 26th and 27th detectors 40 and 50, and the data near the top N is sufficiently large. Can be acquired.

また、図１に示すように、頭頂部付近Ｍで放射されたガンマ線がリング状検出器１０の２０番目の検出器４０に入射した場合には、その対向方向に放射されたガンマ線を捕捉することのできるリング状検出器１０の検出器４０はないが、補助検出器２０の２８番目の検出器５０が存在する。従って、頭頂部付近Ｍから、この２０番目と２８番目の検出器４０、５０を通る軌跡の方向へ放射されたガンマ線についてもポジトロンＣＴ装置１は捕捉可能となり、この頭頂部付近Ｍのデータも十分に取得可能となる。 Further, as shown in FIG. 1, when gamma rays emitted near the top M of the head are incident on the 20th detector 40 of the ring detector 10, the gamma rays emitted in the opposite direction are captured. There is no detector 40 of the ring-shaped detector 10 that can be, but there is a 28th detector 50 of the auxiliary detector 20. Therefore, the positron CT apparatus 1 can also capture gamma rays radiated from the vicinity M of the top of the head toward the locus passing through the 20th and 28th detectors 40 and 50, and the data of the vicinity M of the top of the head is sufficient. Can be acquired.

図２は、ポジトロンＣＴ装置１の内部構成を示すブロック図である。ポジトロンＣＴ装置１は、リング状検出器１０と補助検出器２０の他に、タイムスタンプ部６０とデータ保存部７１と同時計数部７２と感度均一補正部７３と再構成部７４とを有する。データ保存部７１と同時計数部７２と感度均一補正部７３と再構成部７４は、所謂コンピュータにより実現してよいし、専用回路により実現してもよい。コンピュータで実現する場合には、データ保存部７１は、所謂メモリであり、同時計数部７２と感度均一補正部７３と再構成部７４は、外部記憶装置に記憶したプログラムを演算制御装置で解析及び命令実行することにより実現される。 FIG. 2 is a block diagram showing the internal configuration of the positron CT apparatus 1. In addition to the ring detector 10 and the auxiliary detector 20, the positron CT apparatus 1 includes a time stamp unit 60, a data storage unit 71, a coincidence counting unit 72, a sensitivity uniform correction unit 73, and a reconstruction unit 74. The data storage unit 71, the coincidence counting unit 72, the sensitivity uniform correction unit 73, and the reconstruction unit 74 may be realized by a so-called computer, or may be realized by a dedicated circuit. When realized by a computer, the data storage unit 71 is a so-called memory, and the coincidence counting unit 72, the sensitivity uniform correction unit 73, and the reconstruction unit 74 analyze and analyze the program stored in the external storage device by the arithmetic and control unit. This is realized by executing an instruction.

タイムスタンプ部６０は、リング状検出器１０及び補助検出器２０より出力されてくる出力データである電気信号について、これがいつ検出されたものであるかの検出時刻を刻印する。 The time stamp unit 60 imprints the detection time of when the electrical signal which is output data output from the ring detector 10 and the auxiliary detector 20 is detected.

データ保存部７１は、所謂メモリであり、ガンマ線を検出した検出器４０、５０を特定し、かつ刻印された検出時刻を示す検出データを記憶する。 The data storage unit 71 is a so-called memory, and stores detection data that identifies the detectors 40 and 50 that have detected gamma rays and indicates the stamped detection time.

同時計数部７２は、データ保存部７１から同一タイミングを示す検出時刻を含む検出データを選択し、そのペアのデータが示す検出器４０、５０を結ぶ軌跡の位置情報を得る。そして、同時計数部７２は、位置情報毎の放射線入射数をカウントした１ラインの投影データを作成する。同時計数部７２が選択する検出データの種類については、その由来がリング状検出器１０であるか補助検出器２０であるかを問わない。軌跡の位置情報は、同一タイミングで入射したガンマ線を表わすペアの検出データの出力先を基にしてガンマ線の入射軌跡を計算する。同時計数部７２は、一定時間のタイムウィンドウ情報を予め記憶しており、このタイムウィンドウに入ったペアを見つけだす。 The coincidence counting unit 72 selects detection data including detection times indicating the same timing from the data storage unit 71, and obtains position information of a locus connecting the detectors 40 and 50 indicated by the paired data. Then, the coincidence counting unit 72 creates one line of projection data in which the number of radiation incidents for each position information is counted. The type of detection data selected by the coincidence unit 72 does not matter whether the origin is the ring-shaped detector 10 or the auxiliary detector 20. As the locus position information, the incident locus of gamma rays is calculated based on the output destinations of the paired detection data representing the gamma rays incident at the same timing. The coincidence counting unit 72 stores time window information for a predetermined time in advance, and finds a pair that has entered the time window.

感度均一補正部７３は、視野領域内の検出感度の不均一性を一定濃度のポジトロン線源を視野内に配置したときの真の同時計数率で補正する。 The sensitivity uniform correction unit 73 corrects the nonuniformity of the detection sensitivity in the visual field region with a true coincidence rate when a positron radiation source having a constant concentration is arranged in the visual field.

再構成部７４は、投影データが示すカウント数をその軌跡上の各ボクセルの画素値に対して加算することで３次元投影データを作成し、この３次元投影データからＯＳ−ＥＭ再構成法等により三次元画像を作成する。即ち、３次元投影データにおいて、リング状検出器１０の任意の検出器４０と補助検出器２０の任意の検出器５０とを通る軌跡上の各ボクセルには、これら検出器４０、５０が同一タイミングで検出したガンマ線のカウント数も積算されて含まれる。 The reconstruction unit 74 creates three-dimensional projection data by adding the count number indicated by the projection data to the pixel value of each voxel on the trajectory, and the OS-EM reconstruction method or the like from this three-dimensional projection data. To create a three-dimensional image. That is, in the three-dimensional projection data, the detectors 40 and 50 have the same timing for each voxel on the locus passing through the arbitrary detector 40 of the ring-shaped detector 10 and the arbitrary detector 50 of the auxiliary detector 20. The count number of gamma rays detected in is also integrated and included.

図３は、このポジトロンＣＴ装置１の動作を示すフローチャートである。まず、操作者は、補助検出器２０を予め定められた箇所にセットする（Ｓ０１）。予め定められた箇所とは、検出器４０と検出器５０を通る軌跡が設置態様によって変わらないような位置であり、換言すると、補助検出器２０のある検出器５０とリング状検出器１０のある検出器４０とを同一タイミングのガンマ線入力先とした場合に、それらを通る軌跡の位置情報は計算の結果必ず一つに定まる位置である。 FIG. 3 is a flowchart showing the operation of the positron CT apparatus 1. First, the operator sets the auxiliary detector 20 at a predetermined location (S01). The predetermined place is a position where the trajectory passing through the detector 40 and the detector 50 does not change depending on the installation mode. In other words, the detector 50 with the auxiliary detector 20 and the ring-shaped detector 10 are present. When the gamma ray input destination of the same timing is used as the detector 40, the position information of the trajectory passing through them is a position that is always determined as one as a result of calculation.

補助検出器２０をセットすると、被検体Ｐに投与したポジトロン核種たる放射性同位元素から放射されるガンマ線の収集を開始する（Ｓ０２）。ガンマ線が放射されると、ガンマ線と検出器４０，５０との間に光電効果、コンプトン効果及び電子対生成なる３種の相互作用が生じる。 When the auxiliary detector 20 is set, collection of gamma rays emitted from the radioisotope that is a positron nuclide administered to the subject P is started (S02). When gamma rays are emitted, three types of interactions occur between the gamma rays and the detectors 40 and 50: photoelectric effect, Compton effect, and electron pair generation.

ガンマ線の収集が開始されると、リング状検出器１０及び補助検出器２０で検出されたガンマ線は、入射した検出器４０，５０を特定する情報を含む電気信号に変換される（Ｓ０３）。そして、この電気信号は、タイムスタンプ部６０へと送られて、検出時刻が刻印された後（Ｓ０４）、検出先及び検出時刻を含む検出データとしてリング状検出器１０と補助検出器２０を１つのデータにまとめてデータ保存部７１に記憶される（Ｓ０５）。 When the collection of gamma rays is started, the gamma rays detected by the ring detector 10 and the auxiliary detector 20 are converted into electrical signals including information for identifying the incident detectors 40 and 50 (S03). Then, this electric signal is sent to the time stamp unit 60, and after the detection time is imprinted (S04), the ring-shaped detector 10 and the auxiliary detector 20 are set to 1 as detection data including the detection destination and the detection time. The data is collectively stored in the data storage unit 71 (S05).

例えば、リング状検出器１０の３番目と１６番目の検出器４０が存在する方向に放出されたガンマ線は、この３番目と１６番目の検出器４０に同一タイミングで入射する。３番目と１６番目の検出器４０では、シンチレータによりガンマ線が可視光線に変換され、この可視光線が光電子増倍管で電気信号に変換される。３番目の検出器４０から出力された電気信号には、３番目の検出器４０が出力先であることを示す情報が含まれ、１６番目の検出器４０から出力された電気信号には、１６番目の検出器４０が出力先であることを示す情報が含まれる。そして、これら電気信号は、タイムスタンプ部６０で同じ検出時刻が刻印される。 For example, gamma rays emitted in the direction in which the third and sixteenth detectors 40 of the ring-shaped detector 10 are present enter the third and sixteenth detectors 40 at the same timing. In the third and sixteenth detectors 40, gamma rays are converted into visible light by a scintillator, and the visible light is converted into an electrical signal by a photomultiplier tube. The electrical signal output from the third detector 40 includes information indicating that the third detector 40 is the output destination, and the electrical signal output from the 16th detector 40 includes 16 Information indicating that the th detector 40 is the output destination is included. These electric signals are stamped with the same detection time by the time stamp unit 60.

また、図１のＮ位置で一方のガンマ線がリング状検出器１０の２５番目の検出器４０の方向へ向けて放射された場合、他方のガンマ線は、リング状検出器１０では捕捉できない。しかし、その他方のガンマ線は、本実施形態のポジトロンＣＴ装置１においては、補助検出器２０の２７番目の検出器５０に入射する。リング状検出器１０の２５番目と補助検出器２０の２７番目の検出器５０が存在する方向に放出されたガンマ線は、この２５番目と２７番目の検出器４０，５０に同一タイミングで入射する。２５番目と２７番目の検出器４０，５０では、シンチレータによりガンマ線が可視光線に変換され、この可視光線が光電子増倍管で電気信号に変換される。２５番目の検出器４０から出力された電気信号には、３番目の検出器４０が出力先であることを示す情報が含まれ、２７番目の検出器５０から出力された電気信号には、１６番目の検出器４０が出力先であることを示す情報が含まれる。そして、これら電気信号は、タイムスタンプ部６０で同じ検出時刻が刻印される。 Further, when one gamma ray is emitted toward the 25th detector 40 of the ring detector 10 at the N position in FIG. 1, the other gamma ray cannot be captured by the ring detector 10. However, the other gamma ray is incident on the 27th detector 50 of the auxiliary detector 20 in the positron CT apparatus 1 of the present embodiment. The gamma rays emitted in the direction in which the 25th detector 50 of the ring detector 10 and the 27th detector 50 of the auxiliary detector 20 are present enter the 25th and 27th detectors 40 and 50 at the same timing. In the 25th and 27th detectors 40 and 50, gamma rays are converted into visible light by a scintillator, and this visible light is converted into an electrical signal by a photomultiplier tube. The electrical signal output from the 25th detector 40 includes information indicating that the third detector 40 is the output destination, and the electrical signal output from the 27th detector 50 includes 16 Information indicating that the th detector 40 is the output destination is included. These electric signals are stamped with the same detection time by the time stamp unit 60.

同時計数部７２は、同一タイミングの検出時刻が刻印された検出データのペアをデータ保存部７１から選出する（Ｓ０６）。このとき、ペアとならない検出データは使用しない。即ち、図１のＮ位置から補助検出器２０の２７番目の検出器５０とリング状検出器１０の２５番目の検出器４０を対向方向とするガンマ線の検出データは、補助検出器２０がない場合には散乱線除去等のために破棄されていたが、補助検出器２０の存在により３次元データ作成のためのデータとして採用される。 The coincidence counting unit 72 selects a pair of detection data in which the detection time at the same timing is engraved from the data storage unit 71 (S06). At this time, detection data that is not paired is not used. That is, the gamma ray detection data in which the 27th detector 50 of the auxiliary detector 20 and the 25th detector 40 of the ring detector 10 are opposed to each other from the N position in FIG. Is discarded for removing scattered radiation or the like, but is employed as data for creating three-dimensional data due to the presence of the auxiliary detector 20.

同時計数部７２で選出されたペアの検出データは、エネルギー情報が感度均一補正部７３で補正された後（Ｓ０７）、再構成部７４に入力される。再構成部７４では、ペアの検出データが含むそれぞれの検出先の情報から入射方向の軌跡を計算することでこの軌跡の位置情報を取得する（Ｓ０８）。 The pair detection data selected by the coincidence unit 72 is input to the reconstruction unit 74 after the energy information is corrected by the sensitivity uniform correction unit 73 (S07). The reconstruction unit 74 obtains the position information of the locus by calculating the locus in the incident direction from the information of each detection destination included in the pair detection data (S08).

例えば、リング状検出器１０の３番目と１６番目の検出器４０に同一タイミングで入射したガンマ線を基に出力された検出データのペアにおいては、この３番目と１６番目の検出器４０とを結ぶ軌跡を示す位置情報が取得される。また、リング状検出器１０の２５番目の検出器４０と補助検出器２０の２７番目の検出器５０に同一タイミングで入射したガンマ線を基に出力された検出データのペアにおいては、この２５番目と２７番目の検出器４０，５０とを結ぶ軌跡を示す位置情報が取得される。 For example, in a pair of detection data output based on gamma rays incident on the third and sixteenth detectors 40 of the ring-shaped detector 10 at the same timing, the third and sixteenth detectors 40 are connected. Position information indicating the trajectory is acquired. Further, in the detection data pair output based on the gamma rays incident on the 25th detector 40 of the ring-shaped detector 10 and the 27th detector 50 of the auxiliary detector 20 at the same timing, Position information indicating a locus connecting the 27th detectors 40 and 50 is acquired.

位置情報が取得されると、再構成部７４は、その位置情報を取得した数をカウントし、位置情報とカウント数を関連づけた１ラインの投影データを作成する（Ｓ０９）。そして、再構成部７４は、投影データが示す軌跡を投影方向としてその方向にある各ボクセルにその１ラインの投影データが示すカウント数を積算することで３次元投影データを作成する（Ｓ１０）。従って、リング状検出器１０の２５番目の検出器４０と補助検出器２０の２７番目の検出器５０を通る軌跡を放射方向とするガンマ線もカウントされる。また、このリング状検出器１０の２５番目の検出器４０と補助検出器２０の２７番目の検出器５０を通る軌跡を放射方向とするガンマ線についても３次元投影データに反映される。 When the position information is acquired, the reconstruction unit 74 counts the number of the position information acquired, and creates one line of projection data that associates the position information with the count number (S09). Then, the reconstruction unit 74 creates three-dimensional projection data by accumulating the number of counts indicated by the projection data of one line to each voxel in the direction with the trajectory indicated by the projection data as the projection direction (S10). Accordingly, gamma rays whose radiation direction is a locus passing through the 25th detector 40 of the ring detector 10 and the 27th detector 50 of the auxiliary detector 20 are also counted. Further, the gamma rays whose radiation direction is a locus passing through the 25th detector 40 of the ring detector 10 and the 27th detector 50 of the auxiliary detector 20 are also reflected in the three-dimensional projection data.

再構成部７４は、３次元投影データを作成すると、この３次元投影データからＯＳ−ＥＭ再構成法等により３次元画像を作成する（Ｓ１１）。 When the reconstruction unit 74 creates 3D projection data, the reconstruction unit 74 creates a 3D image from the 3D projection data by an OS-EM reconstruction method or the like (S11).

このように、本実施形態に係るポジトロンＣＴ装置１では、リング状検出器１０に加えて、軸と直交する平面に検出器５０を二次元状に配列した補助検出器２０を配するように士、これらの各検出器４０，４０へのガンマ線の同時入射を検出し、それら投影データを一つの３次元投影データにまとめて、この３次元投影データから３次元画像を生成する。これにより、リング状検出器１０から漏れたガンマ線も補助検出器２０で検出できるため、被検体Ｐの頭頂部付近のデータ収集のカウント数も増加させることができ、被検体Ｐの頭頂部付近のデータも豊富となり、画像の画質の向上につながる。 As described above, in the positron CT apparatus 1 according to the present embodiment, in addition to the ring-shaped detector 10, the auxiliary detector 20 in which the detectors 50 are two-dimensionally arranged on a plane orthogonal to the axis is arranged. The gamma rays are simultaneously incident on the detectors 40 and 40, and the projection data is collected into one three-dimensional projection data, and a three-dimensional image is generated from the three-dimensional projection data. As a result, since the gamma rays leaking from the ring detector 10 can be detected by the auxiliary detector 20, the number of data collection near the top of the subject P can be increased, and the vicinity of the top of the subject P can be increased. Data is also abundant, leading to improved image quality.

尚、本実施形態では、リング状検出器１０と補助検出器２０とで検出して得た検出データを一つのパラメータとして用いたが、一端リング状検出器１０で得た検出データのペアと、リング状検出器１０と補助検出器２０とで検出して得た検出データのペアを別々の投影データとして用い、２つ以上の軌道のデータを用いた再構成法であるＯＳ−ＥＭ再構成法を用いて再構成を行うようにしてもよい。 In the present embodiment, the detection data obtained by detection with the ring detector 10 and the auxiliary detector 20 is used as one parameter, but a pair of detection data obtained with the one end ring detector 10; An OS-EM reconstruction method, which is a reconstruction method using data of two or more orbits, using pairs of detection data detected by the ring detector 10 and the auxiliary detector 20 as separate projection data. Reconfiguration may be performed using

１ポジトロンＣＴ装置
１０リング状検出器
２０補助検出器
３０寝台
４０検出器
５０検出器
６０タイムスタンプ部
７１データ保存部
７２同時計数部
７３感度均一補正部
７４再構成部 DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Positron CT apparatus 10 Ring-shaped detector 20 Auxiliary detector 30 Bed 40 Detector 50 Detector 60 Time stamp part 71 Data storage part 72 Simultaneous counting part 73 Sensitivity uniform correction part 74 Reconfiguration part

Claims

A positron CT apparatus for generating an image from projection data based on detection of gamma rays emitted from a radioisotope in a subject,
A plurality of detectors arranged in a ring shape in a direction parallel to the axial direction of the subject;
A second radiation detection means for the gamma rays in which detectors are arranged two-dimensionally on a plane orthogonal to the axis;
Coincidence counting means for detecting a pair that is counted simultaneously in output data of each detector of the first radiation detection means and the second radiation detection means;
Based on the output data pair obtained by the coincidence means, the projection data of the gamma rays having the locus as the projection direction is back projected onto each voxel passing through the locus connecting the gamma ray incident positions of the detectors, thereby performing the projection process. Reconstructing means for reconstructing the three-dimensional image which is a concentration distribution of the radioisotope in a specimen;
Providing
A positron CT device characterized by

The reconstructing means includes a locus connecting the positions of the pair of detectors of the first radiation detecting means, the positions of the detectors of the first radiation detecting means and the detectors of the second radiation detecting means. Generating one three-dimensional projection data by adding the connected trajectory, and obtaining the three-dimensional image by performing back projection processing on the three-dimensional projection data;
The positron CT apparatus according to claim 1.

The second radiation detection means is disposed at a predetermined location on the top side of the subject;
The positron CT apparatus according to claim 1 or 2.