JP2010249672A - ポジトロンｃｔ装置 - Google Patents

Abstract

【課題】コストを抑えつつ、空間分解能を向上させたポジトロンＣＴ装置を提供する。
【解決手段】隣り合った複数個の検出素子が同時にガンマ線を検出した場合、それらの検出結果である入射したガンマ線のエネルギーを示す波高の比率を算出し、それらの検出素子の各通過距離が比率に一致するガンマ線の軌跡とそれら検出素子の境界との交点を通過位置として算出し、算出された通過位置を通る軌跡を投影方向として逆投影処理する。通過位置の算出としては、同時にガンマ線を検出した隣り合った複数個の検出素子が検出したガンマ線のエネルギーを示す波高の比率を算出して、これら検出素子の境界上であって検出素子を深さ方向に比率で分割した点を通過位置とする。
【選択図】図１

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。

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して画像を作成する。放射性同位元素としてフルオロデオキシグルコース等のポジトロン放射核種を被検体に投与し、被検体内の生体物質等を標識させ、これをトレーサとして用いる。生理学的或いは生化学的な機能が放射性同位元素の濃度分布からデータとして得られる。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可視化される。

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°対向方向に放射されるガンマ線のペアを検出することでその放射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。

図９にポジトロンＣＴ装置の検出器の構成を示す。検出器は、リング状に並べて配される。この検出器には、ガンマ線を検出する複数の検出素子１００がリング内周側に並べて配される。被検体Ｐ内の放射性同位元素の濃度分布の画像は、二カ所の検出素子で同一タイミングで検出したガンマ線のペアを基に、この二カ所の検出素子１００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作成する。各検出素子にはその位置情報が付与され、ペアのガンマ線を検出した両検出素子１００の位置情報が示す位置を結んだ線上をガンマ線の放射軌跡として逆投影処理している。

従って、画像の空間分解能は、検出素子１００の大きさに依存する。つまり、ガンマ線のペアを検出した両検出素子をそのガンマ線の放射方向に投影した投影帯Ｂを考える。この投影帯Ｂの何れかに存在する放射性同位元素から放射されるガンマ線が両検出素子１００に入射した場合、その投影帯Ｂの何れから放射されたかは特定できないため、この投影帯Ｂの幅が画像の空間分解能を決定する。更に、通常、検出素子１００は、検出効率を高めるため深さ方向に３０ｍｍ乃至４０ｍｍ程度の厚みを有しており、検出素子１００に対して斜めにガンマ線が入射すると、その結果得られる空間分解能は更に低下してしまう。

そこで、この空間分解能を高めるために、近年では、図１０に示すＤＯＩ（Ｄｅｐｔｈ ｏｆ Ｉｎｔｅｒａｃｔｉｏｎ）検出器をリング状に並べたポジトロンＣＴ装置が提案されている（例えば、「特許文献１」、「非特許文献１」参照。）。

ＤＯＩ検出器は、リングの半径方向を深さ方向とすると、検出素子２００をこの深さ方向にも複数段積み上げて有する。従って、このポジトロンＣＴ装置では、投影帯Ｂは線源周囲に限定され、空間分解能が向上する。

しかし、このようにＤＯＩ検出器は、検出素子２００を深さ方向へ複数段配しているためにコストがかかるといった問題が生じていた。

特開２００５−０９０９７９号公報

「ＤＯＩ測定装置」http://www.nirs.go.jp/usr/medical-imaging/ja/study/jPET_D4_2006/p87_90.pdf

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、コストを抑えつつ、空間分解能を向上させたポジトロンＣＴ装置を提供することにある。

上記課題を解決するために、本発明は、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結果に基づき画像を生成するポジトロンＣＴ装置であって、入射される前記ガンマ線を検出する複数の検出素子を有し、前記被検体を囲んでリング状に並べて配置された検出器と、隣り合った複数個の前記検出素子が同時にガンマ線を検出した検出結果に基づき、前記ガンマ線の通過位置を算出する位置算出手段と、前記算出された通過位置を通る軌跡を投影方向として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。

前記位置算出手段は、隣り合った２個の前記検出素子で同時に前記ガンマ線を検出した場合には、それらの検出結果である前記入射したガンマ線のエネルギーを示す波高の比率を算出し、それらの検出素子内を通過する各通過距離が前記比率に一致する前記ガンマ線の軌跡と前記隣り合った２個の検出素子の境界との交点を算出し、この交点を前記通過位置とするようにしてもよい。

前記位置算出手段は、隣り合った３個の前記検出素子で同時に前記ガンマ線を検出した場合には、それらの検出結果である前記入射したガンマ線のエネルギーを示す波高の比率を算出し、それらの検出素子内を通過する各通過距離が前記比率に一致する前記ガンマ線の軌跡と前記隣り合った３個の検出素子の各境界との交点を算出し、この交点を前記通過位置とするようにしてもよい。

前記位置算出手段は、隣り合った複数個の前記検出素子と同時に前記ガンマ線を検出した他の前記検出素子の位置に基づいて、前記隣り合った複数個の前記検出素子が検出した前記ガンマ線の入射方向を略判別し、前記略判別した入射方向と一致する前記ガンマ線の前記軌跡に基づき前記通過位置を算出するようにしてもよい。

前記位置算出手段は、隣り合った２個の前記検出素子で同時に前記ガンマ線を検出した場合には、それらの検出結果である前記入射したガンマ線のエネルギーを示す波高の比率を算出し、前記隣り合った２個の検出素子の境界上であって前記検出素子を深さ方向に前記比率で分割した点を前記通過位置とするようにしてもよい。

前記位置算出手段は、隣り合った３個の前記検出素子で同時に前記ガンマ線を検出した場合には、それらの検出結果である前記入射したガンマ線のエネルギーを示す波高の比率を算出し、前記隣り合った３個の検出素子の各境界上の各１点であって前記検出素子を深さ方向に前記比率で分点をそれぞれ前記通過位置とするようにしてもよい。

前記位置算出手段は、隣り合った２又は３個の前記検出素子と同時に前記ガンマ線を検出した他の前記検出素子の位置に基づいて、前記隣り合った２又は３個の前記検出素子が検出した前記ガンマ線の入射方向を略判別し、前記検出素子の前記深さ方向を深くなる方向に、［前記略判別された入射方向の手前側の前記検出素子の波高］：［前記略判別された入射方向の奥側の前記検出素子の波高］の比率で分割することで、前記通過位置を算出するようにしてもよい。

前記検出素子の深さ方向の厚みは１０ｍｍ以下であるようにしてもよい。

前記検出素子は、入射される前記ガンマ線をそのエネルギーに応じた光量の光に変換するシンチレータ素子であり、前記検出器は、各検出素子に対応して光学的に結合され、各検出素子が出力した光をその光量に応じてそれぞれ電気信号に変換する位置感応型光電子増倍管を更に有し、前記電気信号を前記検出結果として出力するようにしてもよい。

前記位置算出手段は、隣り合った複数個の前記検出素子で同時に検出した前記ガンマ線のエネルギーの総和が、コンプトンエッジ以上のエネルギーに相当するときに、これら検出素子の検出結果から前記通過位置を算出するようにしてもよい。

本発明によれば、隣り合った複数個の検出素子が同時にガンマ線を検出した検出結果に基づき、ガンマ線の通過位置を算出するため、ＤＯＩ検出器と比べてコストを抑えつつも、従来のポジトロンＣＴ装置より空間分解能を向上させることができる。

ポジトロンＣＴ装置の構成を示す。 ポジトロンＣＴ装置が備える検出器の構成を示す。 １個の検出素子のみにガンマ線が入射した場合の検出態様を示す。 隣り合った２個の検出素子を通過するようにガンマ線が入射した場合の検出態様を示す。 隣り合った２個の検出素子を通過するようにガンマ線が入射した場合の第２の検出態様を示す。 隣り合った３個の検出素子を通過するようにガンマ線が入射した場合の検出態様を示す。 ポジトロンＣＴ装置の動作の一例を示すフローチャートである。 シングル情報のリストを示す。 従来のポジトロンＣＴ装置の検出器を示す。 ＤＯＩ検出器を示す。

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。

図１に示すポジトロン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内の画像を作成する装置である。放射性同位元素としては、フルオロデオキシグルコース等のポジトロン放射核種が利用される。

このポジトロンＣＴ装置１は、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を決定して、その入射方向の軌跡上に放射性同位元素が存在することを用いて逆投影処理により画像を再構成する。入射前にコンプトン散乱を経たガンマ線は、当初の放射方向と入射方向とが異なる場合があり、入射タイミングの他、コンプトンエッジ以上のエネルギーを有するガンマ線を弁別することでも入射方向決定の精度を高めている。

ポジトロンＣＴ装置１が生成する画像は、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表わされる。

このポジトロンＣＴ装置１は、複数の検出器１０と寝台２０とタイムスタンプ部３０とシングル情報収集部４０と同時判定部５０とエネルギー弁別部６０と位置算出部７０とコインシデンス情報収集部８０と画像再構成部９０とを備える。

複数の検出器１０は、リング状に並べて配される。各検出器１０は、図２に示すように、入射したガンマ線をそのエネルギーに応じた光量の光に変換する検出素子１１をリング内周側に複数並べて配するピクセル型の検出器である。

検出素子１１は、４ｍｍ×４ｍｍや１．６ｍｍ×１．６ｍｍ等の面積を有し、その深さ方向の厚みが１０ｍｍ以下のシンチレータである。シンチレータとしては、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結晶が採用される。検出素子１１の素子間には、光を遮断する板状のリフレクタ１２で区切られている。

更に、各検出器１０は、検出素子１１の背面にライトガイド１３を介在させて光電子増倍管（ＰＭＴ）１４を配する。光電子増倍管１４は、光をその光量に応じた電気信号に変換する。この光電子増倍管１４は、位置感応型光電子増倍管であり、各検出素子１１が出力した光をその光量に応じてそれぞれ電気信号に変換する。

この検出器１０は、検出素子１１に入射したガンマ線をそのエネルギーに応じた光量の波長４２０ｎｍにピークを持つ光に変換し、その光を光電子増倍管１４で光量に応じた電気信号に変換して出力する。この電気信号には、入射した検出素子１１の位置を示す位置情報と検出素子１１で光に変換されたガンマ線のエネルギーを示す電気信号の波高であるエネルギー情報が含まれる。

寝台２０には、被検体Ｐが載置され、検出器１０のリングに挿入される。被検体Ｐには、予め放射性同位元素が投与されている。即ち、検出器１０は、被検体Ｐをリング状に囲み、この被検体Ｐ内から放射されたガンマ線を検出する。

タイムスタンプ部３０は、タイマーを有し、検出器１０から出力された電気信号について、いつ検出されたものであるかを示す検出タイミング情報を刻印する。

シングル情報収集部４０は、ガンマ線の検出開始から終了までの全てのシングル情報を記憶するメモリを含む。シングル情報は、検出器１０とタイムスタンプ部３０から出力された電気信号をアナログ／デジタル変換器を介してデジタル化したデータである。つまり、シングル情報は、入射したガンマ線のエネルギー情報、検出した検出素子１１の存在位置を示す位置情報、及び検出タイミング情報が含まれる。ガンマ線のエネルギー情報は、そのエネルギーを示す波高値ｅを１０ビット等のデジタルの波高値ｅに変換されている。

同時判定部５０は、検出タイミングが同時であるシングル情報を選択して、その選択されたシングル情報のグループをエネルギー弁別部６０に出力する。同時とは、検出タイミング情報が示すタイミングの時間差が例えば１０ｎｓ程度に収まる場合が該当する。同時判定部５０は、所定の時間差を示すタイミングウィンドウを予め保持しており、このタイミングウィンドウ内に収まるシングル情報のグループをエネルギー弁別部６０に出力する。

この同時判定部５０で弁別されるシングル情報のグループには、ペアのガンマ線のそれぞれ一方が入射した対向する両検出素子１１のガンマ線検出によって生成されたシングル情報の他、ガンマ線が隣り合った複数の検出素子１１を横切り、その軌跡Ｌ上で幾つかの光電効果、コンプトン散乱、及び電子対生成が発生することによるそれら検出素子１１の個々のガンマ線検出によって生成された複数のシングル情報も含まれる。

エネルギー弁別部６０は、検出素子１１に入射する前のコンプトン散乱を経たガンマ線を検出した結果であるシングル情報を含むグループを除き、それ以外のシングル情報のグループを位置算出部７０に出力する。

このエネルギー弁別部６０は、所定範囲のエネルギー範囲情報を予め保持している。このエネルギー範囲情報は、コンプトンエッジ以上、且つ５１１ｋｅＶを含む範囲を有する。

同一検出器１０において１個の検出素子１１のみがガンマ線を検出している場合は、エネルギー弁別部６０は、この検出素子１１の検出結果であるシングル情報のエネルギー情報がこのエネルギー範囲情報に収まるか判定する。

同一検出器１０において隣り合った複数個の検出素子１１が同時にガンマ線を検出している場合には、エネルギー弁別部６０は、それら検出素子１１の検出結果であるシングル情報に含まれるエネルギー情報の総計がエネルギー範囲情報に収まるか判定する。隣り合った複数個の検出素子１１内で生じた全ての光電効果、コンプトン散乱、及び電子対生成で検出されたガンマ線のエネルギーの総計がコンプトンエッジ以上であれば、検出器１０に入射する前にコンプトン散乱が生じた結果ではないからである。同一検出器１０において隣り合った複数個の検出素子１１が同時にガンマ線を検出している場合とは、ガンマ線の軌跡Ｌが複数個の検出素子１１を横切る場合が該当する。

具体的には、エネルギー弁別部６０は、位置情報が隣り合っているシングル情報のエネルギー情報の波高値ｅをそれぞれ総計し、それら各総計が何れもエネルギー範囲情報に収まるか判定する。一のグループについて全ての判定結果がエネルギー範囲情報に収まるものであれば、位置算出部７０にそのシングル情報のグループを出力する。

位置算出部７０は、１８０°対向方向に放射されたペアのガンマ線の各通過位置を算出する。同一検出器１０内において隣り合った複数個の検出素子１１が同時にガンマ線を検出した場合、位置算出部７０は、これら検出素子１１の位置情報とエネルギー情報を用いて通過位置を算出する。同一検出器１０内において隣り合った複数個の検出素子１１が同時にガンマ線を検出した場合とは、シングル情報の同一グループに隣り合った位置情報を有する複数のシングル情報が存在する場合である。

図３乃至図６に位置算出部７０の通過位置算出の概念をそれぞれの場合に応じて示す。図３は、同一検出器１０内で１個の検出素子１１のみにガンマ線が入射した場合を示し、図４は、同一検出器１０内で隣り合った２個の検出素子１１を通過するようにガンマ線が入射した場合を示し、図５は、図４におけるガンマ線の入射方向とは逆であるが、それぞれの検出素子１１の検出結果であるエネルギー情報が同一である場合を示し、図６は、同一検出器１０内で隣り合った３個の検出素子１１を通過するようにガンマ線が入射した場合を示す。

まず、図３に示すように、同一検出器１０内で１個の検出素子１１のみにガンマ線が入射した場合、即ち同一シングル情報グループにそのシングル情報の位置情報と隣り合う関係にある位置情報を有するシングル情報がない場合を説明する。

この場合、位置算出部７０は、このシングル情報の位置情報に対応して予め保持している通過位置情報と、このシングル情報のエネルギー情報と検出タイミング情報とを合わせた新たなシングル情報を生成する。この予め保持している通過位置情報は、例えば、検出した検出素子１１の中心座標である。

次に、図４に示すように、同一検出器１０内で隣り合う２個の検出素子１１にガンマ線が同時に入射した場合、即ち同一シングル情報グループにそのシングル情報の位置情報と隣り合う関係にある位置情報を有するシングル情報が一つ存在する場合の通過位置算出を説明する。

この場合、位置算出部７０は、隣り合う２個の検出素子１１の検出結果であるエネルギー情報の波高値ｅの比率を算出し、隣り合う２個の検出素子１１を横断するようにガンマ線が通過したときのそれぞれの通過距離が比率に一致する軌跡Ｌを求め、この軌跡Ｌと隣り合った２個の検出素子１１の境界との交点（分割点）Ｊを通過位置とする。ガンマ線の入射方向に沿って各点で同一の確率で光電効果、コンプトン散乱の前方散乱、及び電子対生成が発生すれば、エネルギー情報の波高値は通過距離に比例するためである。そして、ガンマ線は、どのような角度で入射しようとも、この通過位置を通過するからである。

具体的には、位置算出部７０は、予め、隣り合う２個の検出素子１１の境界上端及び境界下端の座標情報を保持している。位置算出部７０は、両エネルギー情報の波高値ｅの比率を算出した後、算出した比率でこの座標情報で示される両端で挟まれた線分を分割し、分割点Ｊの座標情報を求める。そして、この分割点Ｊの座標情報を通過位置情報、両エネルギー情報の総和を新たなエネルギー情報、及び両シングル情報の検出タイミング情報のいずれかを合わせた新たなシングル情報を生成する。

但し、図４及び図５に示すように、隣り合う２個の検出素子１１へ異なる方向からガンマ線が入射しても出力されるエネルギー情報が同一となる場合がある。そのため、位置算出部７０は、分割点Ｊの座標情報の算出前に、ペアのガンマ線の他方を検出した検出素子１１の位置情報を用いて、隣り合う２個の検出素子１１に対するガンマ線の入射方向を概略判別する。

具体的には、位置算出部７０は、ペアのガンマ線の他方を検出したことにより生成されたシングル情報に含まれる位置情報が、隣り合う２個の検出素子１１の位置情報とリング中心を通って対向する検出素子１１を挟んで、どちら側に含まれるかによって分割における比率の適用態様を選択する。比率の適用態様とは、境界上端からａ：ｂで分割するか、ｂ：ａで分割するかである。どちら側に含まれるかは、例えば、検出素子１１に付される位置情報を並び順に応じたものとしておき、隣り合う２個の検出素子１１と対向関係に該当する検出素子１１の位置情報と、ペアのガンマ線の他方を検出したことにより生成されたシングル情報の位置情報との大小を比較すればよい。

入射方向が概略特定されると、位置算出部７０は、（略判別された入射方向の手前側の検出素子１１のエネルギー情報が示すエネルギーの波高値ｅ）：（奥側の検出素子１１の波高値ｅ）の比率で、分割する隣り合った２個の検出素子１１の境界を深さ方向に深くなる方向に分割し、分割点Ｊの座標情報を得る。

次に、図６に示すような、同一検出器１０内で隣り合う３個の検出素子１１にガンマ線が同時に入射した場合を説明する。

この場合も２個の場合と同様に、位置算出部７０は、隣り合う３個の検出素子１１の検出結果であるエネルギー情報の波高値ｅの比率を算出し、これら検出素子１１を横断するようにガンマ線が通過したときのそれぞれの通過距離が比率に一致する軌跡Ｌを求め、この軌跡Ｌと隣り合った３個の検出素子１１の境界との交点（分割点）Ｊを通過位置とする。

具体的には、位置算出部７０は、予め、隣り合う２個の検出素子１１の境界上端及び境界下端の座標情報をそれぞれ保持している。位置算出部７０は、３つのエネルギー情報の波高値ｅの比率を算出した後、算出した比率でこの座標情報で示される両端で挟まれた各線分を分割する。各境界には、それぞれ２点ずつ分割点Ｊが発生するが、真の通過位置は各境界から選ばれた各一点である。位置算出部７０は、入射方向を概略特定した後、入射方向の手前に位置する境界の上端側の分割点Ｊと、入射方向の奥に位置する境界の下端側の分割点Ｊをそれぞれ選択し、選択したこれら又は一方の分割点を通過位置とする。

位置算出部７０は、同一シングル情報グループにおいて、通過位置を算出すると、これら通過位置情報、エネルギー情報、及び検出タイミング情報をまとめたコインシデンス情報を作成し、コインシデンス情報収集部８０に出力する。コインシデンス情報は、ペアのガンマ線の軌跡Ｌ上の少なくとも２点以上の通過位置を示す各通過位置情報、ペアのガンマ線の両エネルギー情報、及びペアのガンマ線の検出タイミング情報を含むデータである。

コインシデンス情報収集部８０は、主にメモリを含み構成され、ガンマ線の検出開始から終了までの全てのコインシデンス情報を記憶する。

画像再構成部９０は、含まれる全ての通過位置情報が同一であるコインシデンス情報をそれぞれカウントし、そのカウント数とその通過位置情報とを関連づけた投影データを作成した上で、この投影データを逆投影処理して画像を作成する。逆投影処理としては、フィルタードバックプロジェクション法（Ｆｉｌｔｅｒｅｄ Ｂａｃｋ Ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ Ｍｅｔｈｏｄ）やＯＳ−ＥＭ再構成法等であり、この逆投影処理により被検体Ｐ内の放射性同位元素の濃度分布が表わされる画像を作成する。

このようなポジトロンＣＴ装置１の動作の一例を図７に示すフローチャートに基づき説明する。

まず、被検体Ｐ内からペアのガンマ線が対向方向に放射されて、検出器１０がこのガンマ線の入射を検出すると（Ｓ０１）、タイムスタンプ部３０によって検出タイミングが刻印されたシングル情報がシングル情報収集部４０に記録される（Ｓ０２）。ポジトロンＣＴ装置は、一定時間の計時又は一定のカウント数が集まると、ガンマ線の検出を終了させる（Ｓ０３）。

ガンマ線の検出を終了すると、同時判定部５０は、シングル情報収集部４０からタイムウィンドウ内に収まるシングル情報のグループを検索する（Ｓ０４）。

エネルギー弁別部６０は、位置情報が隣接関係を示す複数のシングル情報をそれぞれグループから取り出して、それに含まれるエネルギー情報をそれぞれ総計して（Ｓ０５）、総計がエネルギー範囲情報の範囲内に収まるかそれぞれ判定する（Ｓ０６）。

位置算出部７０は、まず、グループを位置情報が隣接関係を示すか又は孤立している１又は複数のシングル情報の小グループに分ける（Ｓ０７）。そして、この小グループ毎に通過位置を算出する。

小グループに１個のシングル情報のみが属する場合（Ｓ０８，Ｎｏ）、位置算出部７０は、このシングル情報の位置情報に対応して予め保持している座標情報を通過位置として決定する（Ｓ０９）。

小グループに複数個のシングル情報が属する場合（Ｓ０８，Ｙｅｓ）、位置算出部７０は、まず、ガンマ線の入射方向を概略決定する（Ｓ１０）。例えば、位置算出部７０は、これらシングル情報の何れかに含まれる位置情報に対応して予め保持されておりこの位置情報が示す検出素子１１と対向する検出素子１１の位置情報と、他の小グループのシングル情報に含まれる位置情報とを比較して、大小関係によりどちらの側からガンマ線が入射したか特定する。

更に、位置算出部７０は、小グループに属する複数個のシングル情報に含まれるエネルギー情報が示す波高値ｅの比率を（略判別された入射方向の手前側の検出素子１１のエネルギー情報が示すエネルギーの波高値ｅ）：（奥側の検出素子１１の波高値ｅ）で算出する（Ｓ１１）。

そして、位置算出部７０は、隣接関係を示す位置情報に対応して予め保持している境界上端と境界下端との間の線分をＳ１０で算出した比率で分割して分割点Ｊの座標情報を算出し、この分割点Ｊを通過位置として決定する（Ｓ１２）。小グループに３個以上のシングル情報が含まれている場合には（Ｓ１３，Ｙｅｓ）、概略判別された入射方向の手前にある境界から奥側になるに従って最も浅い分割点から一つずつ順々に深い分割点Ｊを選び、その選出された分割点のうちの何れかを代表の分割点とし、この代表の分割点Ｊを通過位置として決定する（Ｓ１４）。

位置算出部７０は、通過位置を算出すると（Ｓ０９、Ｓ１３，Ｎｏ、若しくはＳ１４）、これら通過位置情報を加えたシングル情報のグループをコインシデンス情報としてコインシデンス情報収集部８０に記録する（Ｓ１５）。

画像再構成部９０は、コインシデンス情報収集部８０に記録されたコインシデンス情報を用いて逆投影処理を行い、画像を再構成する（Ｓ１６）。

このポジトロンＣＴ装置１の処理について図４乃至図６及び図８に基づき具体例を説明する。図８は、シングル情報のリストを示す図である。

例えば、図８に示すナンバー０１と０２と０３は、１８０°対向放射されたペアのガンマ線を検出した結果であり、特にナンバー０１と０２のシングル情報は、図４に示す図中左側から一方のガンマ線が入射して隣接する２個の検出素子１１がこのガンマ線を検出した結果である。そのため、ナンバー０１と０２と０３のシングル情報は、検出タイミングが同時といえる検出タイミング情報Ｔ１を含んでいる。また、ナンバー０１と０２のシングル情報は、隣接関係を示す位置情報Ｐ１とＰ２とを含んでいる。

このナンバー０１のシングル情報に含まれるエネルギー情報の波高値ｅであるＥとナンバー０１のシングル情報に含まれるエネルギー情報の波高値ｅである２Ｅの総計である３Ｅ、及びナンバー０３のシングル情報に含まれるエネルギー情報の波高値ｅである３Ｅがそれぞれエネルギー範囲情報の範囲内であるものとすると、これらナンバー０１と０２と０３のシングル情報は、同一グループとして位置算出部７０に出力される。尚、ナンバー０３のシングル情報の位置情報Ｐ１００で示される検出素子１１は、位置情報Ｐ２で示される検出素子１１よりも位置情報Ｐ１で示される検出素子１１側に配されているものとする。

位置算出部７０は、ナンバー０１と０２のシングル情報に含まれる位置情報Ｐ１とＰ２とが隣接関係にあり、ナンバー０３のシングル情報に含まれる位置情報Ｐ１００が位置情報Ｐ１とＰ２の何れにも隣接しているものではないので、ナンバー０１と０２のシングル情報を同一の小グループ、ナンバー０３のシングル情報を他の小グループとして、それぞれの小グループについて通過位置を算出する。

位置算出部７０は、位置情報Ｐ１とＰ２とで示される検出素子１１の境界上端の座標（Ｘ１，Ｙ１）と境界下端の座標（Ｘ１，Ｙ２）の情報と、ナンバー０１と０２のシングル情報に含まれるエネルギー情報の波高値ｅであるＥと２Ｅとを読み出す。

そして、位置算出部７０は、他の小グループに含まれているシングル情報の位置情報Ｐ１００が位置情報Ｐ１で示される検出素子１１側からガンマ線が入射したことを示しているため、境界上端の座標（Ｘ１，Ｙ１）と境界下端の座標（Ｘ１，Ｙ２）との間を深くなる方向に１：２で分割した分割点Ｊ（Ｘ１，Ｙ３）を求める。即ち、位置算出部７０は、Ｙ３＝（２×Ｙ１＋Ｙ２）／３を演算する。演算の結果、位置算出部７０は、この分割点Ｊ（Ｘ，Ｙ３）をナンバー０１と０２と０３のシングル情報で表わされるペアのガンマ線の一方の通過位置として決定する。

また、図８に示すナンバー０４と０５と０６は、１８０°対向放射されたペアのガンマ線を検出した結果であり、特にナンバー０４と０５のシングル情報は、図５に示す図中右側から一方のガンマ線が入射して隣接する２個の検出素子１１がこのガンマ線を検出した結果である。そのため、ナンバー０４と０５と０６のシングル情報は、検出タイミングが同時といえる検出タイミング情報Ｔ２を含んでいる。また、ナンバー０４と０５のシングル情報は、隣接関係を示す位置情報Ｐ４とＰ５とを含んでいる。

このナンバー０４のシングル情報に含まれるエネルギー情報の波高値ｅであるＥとナンバー０５のシングル情報に含まれるエネルギー情報の波高値ｅである２Ｅの総計３Ｅ、及びナンバー０６のシングル情報に含まれるエネルギー情報の波高値ｅである３Ｅがそれぞれエネルギー範囲情報の範囲内であるものとすると、これらナンバー０４と０５と０６のシングル情報は、同一グループとして位置算出部７０に出力される。尚、ナンバー０６のシングル情報の位置情報Ｐ３０で示される検出素子１１は、位置情報Ｐ４で示される検出素子１１よりも位置情報Ｐ５で示される検出素子１１側に配されているものとする。

位置算出部７０は、ナンバー０４と０５のシングル情報に含まれる位置情報Ｐ４とＰ５とが隣接関係にあり、ナンバー０６のシングル情報に含まれる位置情報Ｐ３０が位置情報Ｐ４とＰ５の何れにも隣接しているものではないので、ナンバー０４と０５のシングル情報を同一の小グループ、ナンバー０６のシングル情報を他の小グループとして、それぞれの小グループについて通過位置を算出する。

位置算出部７０は、位置情報Ｐ４とＰ５とで示される検出素子１１の境界上端の座標（Ｘ４，Ｙ４）と境界下端の座標（Ｘ４，Ｙ５）の情報と、ナンバー０４と０５のシングル情報に含まれるエネルギー情報の波高値ｅであるＥと２Ｅとを読み出す。

そして、位置算出部７０は、他の小グループに含まれているシングル情報の位置情報Ｐ３０が位置情報Ｐ５で示される検出素子１１側からガンマ線が入射したことを示しているため、境界上端の座標（Ｘ４，Ｙ４）と境界下端の座標（Ｘ４，Ｙ５）との間を深くなる方向に２：１で分割した分割点Ｊ（Ｘ４，Ｙ６）を求める。即ち、位置算出部７０は、Ｙ６＝（Ｙ４＋２×Ｙ５）／３を演算する。演算の結果、位置算出部７０は、この分割点Ｊ（Ｘ４，Ｙ６）をナンバー０４と０５と０６のシングル情報で表わされるペアのガンマ線の一方の通過位置として決定する。

また、図８に示すナンバー０７と０８と０９と１０は、１８０°対向放射されたペアのガンマ線を検出した結果であり、特にナンバー０７と０８と０９のシングル情報は、図６に示す図中左側から一方のガンマ線が入射して隣接する３個の検出素子１１がこのガンマ線を検出した結果である。そのため、ナンバー０７と０８と０９と１０のシングル情報は、検出タイミングが同時といえる検出タイミング情報Ｔ３を含んでいる。また、ナンバー０７と０８と０９のシングル情報は、隣接関係を示す位置情報Ｐ７とＰ８とＰ９とを含んでいる。

このナンバー０７のシングル情報に含まれるエネルギー情報の波高値ｅであるＥとナンバー０８のシングル情報に含まれるエネルギー情報の波高値ｅである２Ｅとナンバー０９のシングル情報に含まれるエネルギー情報の波高値ｅである０．５Ｅの総計３．５Ｅ、及びナンバー１０のシングル情報に含まれるエネルギー情報の波高値ｅである３Ｅがそれぞれエネルギー範囲情報の範囲内であるものとすると、これらナンバー０７と０８と０９と１０のシングル情報は、同一グループとして位置算出部７０に出力される。尚、ナンバー１０のシングル情報の位置情報Ｐ１１０で示される検出素子１１は、位置情報Ｐ９で示される検出素子１１よりも位置情報Ｐ７で示される検出素子１１側に配されているものとする。

位置算出部７０は、ナンバー０７と０８と０９のシングル情報に含まれる位置情報Ｐ７とＰ８とＰ９とが隣接関係にあり、ナンバー１０のシングル情報に含まれる位置情報Ｐ１１０が位置情報Ｐ７とＰ９の何れにも隣接しているものではないので、ナンバー０７と０８と０９のシングル情報を同一の小グループ、ナンバー１０のシングル情報を他の小グループとして、それぞれの小グループについて通過位置を算出する。

位置算出部７０は、位置情報Ｐ７とＰ８とで示される検出素子１１の境界Ｂ１の上端の座標（Ｘ７，Ｙ７）と境界Ｂ１の下端の座標（Ｘ７，Ｙ８）の情報と、位置情報Ｐ８とＰ９とで示される検出素子１１の境界Ｂ２の上端の座標（Ｘ９，Ｙ９）と境界Ｂ２の下端の座標（Ｘ９，Ｙ１０）の情報と、ナンバー０７と０８と０９のシングル情報に含まれるエネルギー情報の波高値ｅであるＥと２Ｅと０．５Ｅとを読み出す。

そして、位置算出部７０は、他の小グループに含まれているシングル情報の位置情報Ｐ１１０が位置情報Ｐ７で示される検出素子１１側からガンマ線が入射したことを示しているため、境界Ｂ１とＢ２とを深くなる方向に１：２：０．５で分割した分割点Ｊをそれぞれ求める。尚、各境界Ｂ１とＢ２には、二つずつ分割点Ｊが存在するが、他の小グループに含まれているシングル情報の位置情報Ｐ１１０が位置情報Ｐ７で示される検出素子１１側からガンマ線が入射したことを示しているため、手前側の境界Ｂ１については、上端側の分割点Ｊ（Ｘ７，Ｙ１１）を、奥側の境界Ｂ２については、下端側の分割点Ｊ（Ｘ９，Ｙ１２）を求める。若しくは何れか一方であってもよい。

即ち、位置算出部７０は、Ｙ１１＝（２．５×Ｙ７＋Ｙ８）／３．５、Ｙ１２＝（０．５×Ｙ９＋３×Ｙ１０）／３．５を演算する。演算の結果、位置算出部７０は、この分割点Ｊ（Ｘ７，Ｙ１１）又はＪ（Ｘ９，Ｙ１２）若しくはこれらの両方をナンバー０７と０８と０９のシングル情報で表わされるペアのガンマ線の一方の通過位置として決定する。

以上のように、隣り合った複数個の検出素子１１が同時にガンマ線を検出した検出結果に基づき、ガンマ線の通過位置を算出するようにした。これにより、ＤＯＩ検出器と比べてコストを抑えつつも、従来のポジトロンＣＴ装置より空間分解能を向上させることができる。

また、検出素子１１の深さ方向の厚みは１０ｍｍ以下とした。これにより、検出素子１１内でのコンプトン散乱のうち、後方散乱を検出素子１１外へ逃がしやすくなるため、放射性同位元素と算出した通過位置とを通る軌跡上の各点で同一の確率でガンマ線が検出されるという擬制と検出結果がよりマッチするため、通過位置の算出精度が向上する。

検出素子１１は、入射されるガンマ線をそのエネルギーに応じた光量の光に変換するシンチレータ素子であり、検出器１０は、各検出素子１１に対応して光学的に結合され、各検出素子１１が出力した光をその光量に応じてそれぞれ電気信号に変換する位置感応型の光電子増倍管１４を更に有するようにした。これにより、各検出素子１１の検出結果を個々に取得することができ、通過位置の算出精度が向上する。

１ ポジトロンＣＴ装置
１０ 検出器
１１ 検出素子
１２ リフレクタ
１３ ライトガイド
１４ 光電子増倍管
２０ 寝台
３０ タイムスタンプ部
４０ シングル情報収集部
５０ 同時判定部
６０ エネルギー弁別部
７０ 位置算出部
８０ コインシデンス情報収集部
９０ 画像再構成部

Claims (10)

1. 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結果に基づき画像を生成するポジトロンＣＴ装置であって、
   入射される前記ガンマ線を検出する複数の検出素子を有し、前記被検体を囲んでリング状に並べて配置された検出器と、
   隣り合った複数個の前記検出素子が同時にガンマ線を検出した検出結果に基づき、前記ガンマ線の通過位置を算出する位置算出手段と、
   前記算出された通過位置を通る軌跡を投影方向として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、
   を特徴とするポジトロンＣＴ装置。
2. 前記位置算出手段は、
   隣り合った２個の前記検出素子で同時に前記ガンマ線を検出した場合には、それらの検出結果である前記入射したガンマ線のエネルギーを示す波高の比率を算出し、それらの検出素子内を通過する各通過距離が前記比率に一致する前記ガンマ線の軌跡と前記隣り合った２個の検出素子の境界との交点を算出し、この交点を前記通過位置とすること、
   を特徴とする請求項１記載のポジトロンＣＴ装置。
3. 前記位置算出手段は、
   隣り合った３個の前記検出素子で同時に前記ガンマ線を検出した場合には、それらの検出結果である前記入射したガンマ線のエネルギーを示す波高の比率を算出し、それらの検出素子内を通過する各通過距離が前記比率に一致する前記ガンマ線の軌跡と前記隣り合った３個の検出素子の各境界との交点を算出し、この交点を前記通過位置とすること、
   を特徴とする請求項１記載のポジトロンＣＴ装置。
4. 前記位置算出手段は、
   隣り合った複数個の前記検出素子と同時に前記ガンマ線を検出した他の前記検出素子の位置に基づいて、前記隣り合った複数個の前記検出素子が検出した前記ガンマ線の入射方向を略判別し、
   前記略判別した入射方向と一致する前記ガンマ線の前記軌跡に基づき前記通過位置を算出すること、
   を特徴とする請求項２又は３記載のポジトロンＣＴ装置。
5. 前記位置算出手段は、
   隣り合った２個の前記検出素子で同時に前記ガンマ線を検出した場合には、それらの検出結果である前記入射したガンマ線のエネルギーを示す波高の比率を算出し、前記隣り合った２個の検出素子の境界上であって前記検出素子を深さ方向に前記比率で分割した点を前記通過位置とすること、
   を特徴とする請求項１記載のポジトロンＣＴ装置。
6. 前記位置算出手段は、
   隣り合った３個の前記検出素子で同時に前記ガンマ線を検出した場合には、それらの検出結果である前記入射したガンマ線のエネルギーを示す波高の比率を算出し、前記隣り合った３個の検出素子の各境界上の各１点であって前記検出素子を深さ方向に前記比率で分点をそれぞれ前記通過位置とすること、
   を特徴とする請求項１記載のポジトロンＣＴ装置。
7. 前記位置算出手段は、
   隣り合った２又は３個の前記検出素子と同時に前記ガンマ線を検出した他の前記検出素子の位置に基づいて、前記隣り合った２又は３個の前記検出素子が検出した前記ガンマ線の入射方向を略判別し、
   前記検出素子の前記深さ方向を深くなる方向に、［前記略判別された入射方向の手前側の前記検出素子の波高］：［前記略判別された入射方向の奥側の前記検出素子の波高］の比率で分割することで、前記通過位置を算出すること、
   を特徴とする請求項５又は６記載のポジトロンＣＴ装置。
8. 前記検出素子の深さ方向の厚みは１０ｍｍ以下であること、
   を特徴とする請求項１乃至７の何れかに記載のポジトロンＣＴ装置。
9. 前記検出素子は、入射される前記ガンマ線をそのエネルギーに応じた光量の光に変換するシンチレータ素子であり、
   前記検出器は、各検出素子に対応して光学的に結合され、各検出素子が出力した光をその光量に応じてそれぞれ電気信号に変換する位置感応型光電子増倍管を更に有し、前記電気信号を前記検出結果として出力すること、
   を特徴とする請求項１乃至８の何れかに記載のポジトロンＣＴ装置。
10. 前記位置算出手段は、
    隣り合った複数個の前記検出素子で同時に検出した前記ガンマ線のエネルギーの総和が、コンプトンエッジ以上のエネルギーに相当するときに、これら検出素子の検出結果から前記通過位置を算出すること、
    を特徴とする請求項１乃至９の何れかに記載のポジトロンＣＴ装置。