JP2011185716A - 放射線断層撮影装置 - Google Patents

Abstract

【課題】検出される放射線の線量が増加しても直接放射線のみを用いて薬剤分布を正確に知ることができる放射線断層撮影装置を提供する。
【解決手段】本発明によれば、検出されたエミッションデータをエネルギーの高い高エネルギーデータＤＨと、エネルギーの低い低エネルギーデータＤＬとに区別するを区別部２１備え、高エネルギーデータＤＨの数え落とし補正と、低エネルギーデータＤＬの数え落とし補正とを別個に行う。高エネルギーデータＤＨと低エネルギーデータＤＬとは、消滅γ線対のエネルギーが異なるので、数え落としの特性が異なるのである。本発明によれば、この特性の違いを考慮して数え落としの補正を行うことができるので、より正確な補正を行うことができる。
【選択図】図１

Description

この発明は、被検体から照射される放射線をイメージングする放射線断層撮影装置に関し、特に、放射線検出の分解能の限界により生じる放射線の検出モレ複数のエネルギーウィンドウを設定可能な場合に、エネルギーウィンドウ毎に数え落としを補正することができる放射線断層撮影装置に関する。

医療機関には、放射性薬剤の分布をイメージングすることができる放射線断層撮影装置が設けられている。このような放射線断層撮影装置は、被検体Ｍに投与されて関心部位に局在した放射性薬剤から放出された消滅放射線（例えばγ線）を検出し、被検体Ｍの関心部位における放射線薬剤分布の断層画像を得る構成となっている（特許文献１参照）。

この様な放射線断層撮影装置の構成について説明する、従来構成による放射線断層撮影装置５１は、図９に示すように、被検体を載置する天板５２と、天板５２が挿入される検出器リング６２とを備えている。被検体Ｍのうち、検出器リング６２の内壁に囲まれる部分が放射線断層撮影装置によって断層画像を得ることができる視野範囲となっている。

検出器リング６２に入射する放射線は、消滅放射線の発生位置から一直線に検出器リング６２に向かう直接放射線（直接線）と、被検体Ｍの体内で散乱して進行方向が変更された後、検出器リング６２に向かう間接放射線（散乱放射線、間接線）とがある。消滅放射線の発生位置（放射性薬剤の分布位置）をマッピングして断層画像を取得する場合、被検体内で生じた放射線が散乱しないで一直線に検出器リング６２に向かうことが前提であり、間接放射線は、断層画像の取得において邪魔である。

この間接放射線のエネルギーは直接放射線よりも低い傾向にある。もし仮に、両放射線があるエネルギーの閾値を境に区別できれば、簡便である。しかし、実際は、エネルギーの高い放射線には相当数の間接放射線が混在しているので、この様な単純な動作では直接放射線と間接放射線とを区別することはできない。

そこで、従来構成によれば、間接放射線の影響は次の様にして除かれている。まず、エネルギーの高い放射線のみを用いてプロファイルを生成する。プロファイルとは、放射線の量と検出器リング６２の位置とが関連した２次元データである。生成された高エネルギーに係るプロファイルには、直接放射線に由来する成分と、間接放射線に由来する成分との両方が現れてはいるが、間接線成分は、直接線成分に比べてより少ないものとなっている。このように両成分の強度の差がはっきりとしていれば、間接線成分のみをプロファイルから分離することはさほど難しくはない。

エネルギーの高い放射線のみを用いて生成されたプロファイルから分離された間接線成分が、検出された全ての間接線成分の何割を占めるのかは予め分かっている。分離された間接線成分に所定の係数（分離用係数）を乗じて、これを全エネルギーの放射線を用いて生成されたプロファイルから減算すれば、得られたプロファイルには、直接放射線に由来する成分のみから構成されることになり、薬剤分布を正確に示した断層画像が取得できる。

特開２００２−２６７７５７号公報

しかしながら、従来の放射線断層撮影装置によれば、次の様な問題点がある。
すなわち、従来構成の放射線断層撮影装置によれば、検出器リング６２に入射する放射線の線量が多いものとなると、直接線成分と間接線成分とを正確に分離することができなくなる。放射線は、図１０（ａ）に示すように、ある時間的な幅を持ってランダムに放射線検出器に検出される。放射線検出器に入射する放射線が多くなると、図１０（ｂ）に示すように、前に入射した放射線に係る検出信号が減衰しきれないうちに次の放射線が入射してしまい、２つの放射線検出信号が重なり合ってしまう確立が高くなることになる。この様に経時的に重なり合うように放射線が放射線検出器に入射してしまうと、２つの放射線検出のピークが合計された状態で放射線検出器に出力される。ピークが重なってしまうと、これらを分離することは難しく、信号が重なった検出データは破棄する他はない。なお、前に入射した放射線と後に入射した放射線は何の関係もないそれぞれ独立した放射線である。

かくして、検出器リング６２に入射する放射線のうち検出器リング６２が検出することができる放射線の割合（検出率）は、放射線の線量が増加するに伴って、低下する。これが、放射線の数え落としである。つまり、検出器リング６２に入射する放射線の線量の増加に伴い、検出率はある挙動をもって推移する。具体的には、減少する。

しかしながら、測定系の精度の問題などによりエネルギーの高い放射線における検出率の推移は、エネルギーの低い放射線におけるそれと必ずしも一致するわけではない。これが直接線成分の分離の上で問題となる。

例えば、簡単のため、放射線の線量が増加に伴い、エネルギーの高い放射線の検出率は、エネルギーの低い放射線のそれよりもより急激に低下するものとする。つまり、検出器リング６２に入射する放射線の線量が多くなってくると、数え落としにより、エネルギーの高い放射線が低い放射線より検出され難くなってくる。すると、放射線の線量が増加に伴い、エネルギーの高い間接線成分が全間接線成分に占める割合が見かけ上、変動してしまう。従来構成によれば、この様な変動がないものとして、エネルギーの高い間接線成分に分離用係数が乗じられるので、直接放射線に由来する成分のみを用いて薬剤分布を正確に示した断層画像が取得できなくなる。

なお、従来からこの様な数え落としを補正する方法は知られている。しかしながら、放射線のエネルギーと検出率の低下とに相関があるという事実を組んではいない。すなわち、従来の構成では、放射線のエネルギーに関係なく、検出率の減少を把握し、検出効率の低下分だけの係数を検出データに乗じるのである。したがって、この様な構成をもってしても、放射線の線量が増加に伴ってエネルギーの高い間接線成分が全間接線成分に占める見かけの割合が変動してしまうことに変わりはない。

本発明はこの様な事情に鑑みてなされたものであって、その目的は、検出される放射線の線量が増加しても直接放射線のみを用いて薬剤分布を正確に知ることができる放射線断層撮影装置を提供することにある。

本発明は上述の課題を解決するために次のような構成をとる。
すなわち、本発明に係る放射線断層撮影装置は、放射線を検出する放射線検出器がリング状に配列されて構成され、消滅放射線対を検出する検出器リングと、放射線検出器で検出された放射線のエネルギーの高さを示す基準値を記憶する設定値記憶手段と、放射線同士が同時に検出器リングに入射する事象であるエミッションデータを計数する同時計数手段と、基準値を基にエミッションデータを高エネルギーデータと低エネルギーデータとに区別する区別手段と、第１関連テーブルを用いて、高エネルギーデータにおける同時計数の数え落とし補正を行い、第１関連テーブルとは異なる第２関連テーブルを用いて、低エネルギーデータにおける同時計数の数え落とし補正を行う数え落とし補正手段と、補正された各データを用いて消滅放射線対の発生位置を空間的にイメージングする画像生成手段とを備えることを特徴とするものである。

［作用・効果］本発明によれば、検出されたエミッションデータをエネルギーの高い高エネルギーデータと、エネルギーの低い低エネルギーデータとに区別する区別手段を備えている。区別された各データは、直接線由来のものと間接線由来のものの両方を含んだものとなっている。しかし、高エネルギーデータの方がより直接線成分を含み、低エネルギーデータの方がより間接線成分を含む傾向がある。画像生成手段は、この各データを用いて間接線成分の影響が軽減された画像を取得できるようになっている。

本発明の最も特徴的な構成は、高エネルギーデータの数え落とし補正と、低エネルギーデータの数え落とし補正とを別個に行うことである。高エネルギーデータと低エネルギーデータとは、消滅放射線対のエネルギーが異なるので、数え落としの特性が異なるのである。本発明によれば、この特性の違いを考慮して数え落としの補正を行うことができるので、より正確な補正を行うことができる。

この様に、数え落とし補正さえ行えば、本発明の効果が達成できるかというと、そうではない。従来のような数え落とし補正を同時イベントに亘って一括に行う構成を採用すると、高エネルギーデータ、低エネルギーデータの数え落としの発生量が同一とはならないことが無視されてしまう。したがって、従来の数え落とし補正方法では、放射線断層画像から間接線成分を十分に分離することができないのである。

また、上述の放射線断層撮影装置において、２つの高エネルギー放射線が所定の遅延時間だけの時間のズレをおいて検出器リングに入射する事象である偶発イベントを計数して偶発同時計数を求める偶発同時計数手段を更に備え、数え落とし補正手段が用いる各関連テーブルは、偶発同時計数と補正係数とが関連したものであればより望ましい。

［作用・効果］上述の構成は、数え落とし補正の構成を具体的に示したものである。すなわち、２つの放射線が所定の遅延時間だけの時間のズレをおいて検出器リングに入射する事象である偶発イベントを計数しておき、これを基にどの程度の線量の消滅放射線対が検出器リングに入射しているかを認識するのである。実際の同時イベントは、偶発イベントで類推される同時イベントよりも少なくなっている。数え落としが発生するからである。そこで、数え落とし補正手段は、この数え落とし分を填補するように同時イベントの計数を補正するのである。偶発イベントは、放射線線量が増えても数え落としを起こしにくく被写体の形状などの影響を受けにくいので、放射線線量の指標として適している。

また、上述の放射線断層撮影装置において、数え落とし補正手段は、エミッションデータが取得された時点で求められた偶発同時計数を基に各関連テーブルより補正係数を取得し、これを各データに作用させることで数え落とし補正を行えばより望ましい。

［作用・効果］上述の構成は、数え落とし補正の更に具体的な構成を示すものである。上述のように、エミッションデータを取得する際に偶発同時計数も同時に行っておき、この同時偶発計数をエミッションデータ取得時における数え落としの頻度を示す指標として用いるのである。偶発同時計数を基に各関連テーブルより補正係数を取得して数え落とし補正を行う用にすれば、エミッションデータにおける同時計数の数え落としの影響は確実に除かれることになる。

また、上述の放射線断層撮影装置において、区別手段は、エミッションデータに関する消滅放射線対のいずれもが基準値以上の高エネルギーである場合に高エネルギーデータと区別し、エミッションデータに関する消滅放射線対の少なくとも一方が基準値未満の低エネルギーである場合に低エネルギーデータと区別すればより望ましい。

［作用・効果］上述の構成は、数え落とし補正の更に具体的な構成を示すものである。同時計数の数え落とされ方は、消滅放射線対のいずれもが高エネルギーである場合と消滅放射線対の少なくとも一方が低エネルギーである場合とで異なる。エミッションデータを上述のように区別するようにすれば、より確実にエミッションデータより数え落としの影響が除かれることになる。

また、上述の放射線断層撮影装置において、（α）天板に対し中心軸周りに回転可能な放射線源と、（β）天板に対し中心軸周りに回転可能な放射線検出手段と、（γ）放射線源と放射線検出手段とを支持する支持手段と、（δ）支持手段を回転させる回転手段と、（ε）回転手段を制御する回転制御手段を備えた画像生成装置が中心軸を検出器リングの中心軸を共有して中心軸方向から隣接して設けられればより望ましい。

［作用・効果］上述の構成によれば、被検体の内部構造と、薬剤分布との両方を取得できる放射線断層撮影装置が提供できる。ＰＥＴ装置は、一般的に薬剤分布に係る情報を得ることができる。しかしながら、被検体の臓器や組織を写しこんだ断層画像を参照しながら診断を行う必要がある場合がある。上述の構成によれば、被検体の内部構造と、薬剤分布との両方を取得できるので、例えば両画像を重ね合わせることで、診断に好適な合成画像を生成させることができる。

本発明によれば、検出された放射線を高エネルギーな高エネルギーデータと、低エネルギーな低エネルギー放射線とに区別する区別手段を備えている。本発明の最も特徴的な構成は、高エネルギーデータの数え落とし補正と、低エネルギーデータの数え落とし補正とを別個に行うことである。高エネルギーデータと低エネルギーデータとは、消滅放射線対のエネルギーが異なるので、数え落としの特性が異なるのである。本発明によれば、この特性の違いを考慮して数え落としの補正を行うことができるので、補正された各データを用いて散乱線成分の除去を行えばより鮮明な放射線断層画像を出力できる放射線断層撮影装置が提供できる。

実施例１に係る放射線断層撮影装置の構成を説明する機能ブロック図である。 実施例１に係る放射線検出器の構成を説明する斜視図である。 実施例１に係る放射線断層撮影装置の構成を説明する機能ブロック図である。 実施例１に係る数え落としを説明する模式図である。 実施例１に係る数え落としを説明する模式図である。 実施例１に係る第１分離部の動作を説明する模式図である。 実施例１に係る画像処理部の動作を説明する模式図である。 実施例２に係る放射線断層撮影装置の構成を説明する機能ブロック図である。 従来構成に係る放射線断層撮影装置の動作を説明する機能ブロック図である。 従来構成に係る放射線断層撮影装置の動作を説明する模式図である。

＜放射線断層撮影装置の構成＞
以下、本発明に係る放射線断層撮影装置の各実施例を図面を参照しながら説明する。実施例１におけるγ線は、本発明の放射線の一例である。図１は、実施例１に係る放射線断層撮影装置の構成を説明する機能ブロック図である。実施例１に係る放射線断層撮影装置９は、被検体Ｍを載置する天板１０と、天板１０をその長手方向（ｚ方向）から導入させる開口を有するガントリ１１と、ガントリ１１の内部に設けられた天板１０をｚ方向に導入させるリング状の検出器リング１２とを備えている。検出器リング１２に設けられた開口は、ｚ方向（天板１０の長手方向、被検体Ｍの体軸方向）に伸びた円筒形となっている。

天板１０は、ガントリ１１（検出器リング１２）の開口をｚ方向から貫通するように設けられているとともに、ｚ方向に沿って進退自在となっている。この様な天板１０の摺動は、天板移動機構１５によって実現される。天板移動機構１５は、天板移動制御部１６によって制御される。天板移動制御部１６は、天板移動機構１５を制御する天板移動制御手段である。天板１０は、その全域が検出器リング１２の外側に位置している位置から摺動して、検出器リング１２の開口にその一方側から導入されるとともに、検出器リング１２の内部を貫通して、検出器リング１２の開口のもう一方側から突き出ることができる。

ガントリ１１の内部には、被検体Ｍから放射される消滅γ線対を検出する検出器リング１２が備えられている。この検出器リング１２は、被検体Ｍの体軸方向に伸びた筒状であり、そのｚ方向の長さは、１５〜３０ｃｍ程度である。クロック１９は、検出器リング１２にシリアルナンバーとなっている時刻情報を送出する。検出器リング１２から出力される検出データは、γ線をどの時点で取得されたかという時刻情報が付与され、後述の同時計数部２０に入力されることになる。同時計数部２０は、本発明の同時計数手段に相当する。

検出器リング１２の構成について説明する。実施例１によれば、１００個前後の放射線検出器１がｚ方向に垂直な平面上の仮想円に配列することで１つの単位リングが形成される。この単位リングがｚ方向に配列されて検出器リング１２が構成される。

放射線検出器１の構成について簡単に説明する。図２は、実施例１に係る放射線検出器の構成を説明する斜視図である。放射線検出器１は、図２に示すようにγ線を蛍光に変換するシンチレータ２と、蛍光を検出する光検出器３とを備えている。そして、シンチレータ２と光検出器３との介在する位置には、蛍光を授受するライトガイド４が備えられている。

シンチレータ２は、シンチレータ結晶が２次元的に配列されて構成されている。シンチレータ結晶は、Ｃｅが拡散したＬｕ_{２（１−Ｘ）}Ｙ_２ＸＳｉＯ_５（以下、ＬＹＳＯとよぶ）によって構成されている。そして、光検出器３は、どのシンチレータ結晶が蛍光を発したかという蛍光発生位置を特定することができるようになっているとともに、蛍光の強度や、蛍光の発生した時刻をも特定することができる。また、実施例１の構成のシンチレータ２は、採用しうる態様の例示にすぎない。したがって、本発明の構成は、これに限られるものではない。

実施例１に係る放射線断層撮影装置９は、検出器リング１２からの出力を基に同時計数を行う同時計数部２０と、エネルギーの高さに応じてエミッションデータを区別する区別部２１と、補正係数を算出する数え落とし補正係数算出部２２とを備えている。この数え落とし補正係数算出部２２は、図３に示すように、第１数え落とし補正係数算出部２２ａと、第２数え落とし補正係数算出部２２ｂとを備えている。そして、放射線断層撮影装置９は、偶発同時計数を行う偶発同時計数部２３と、エミッションデータに対して数え落とし補正を行う数え落とし補正部２４を備えている。数え落とし補正部２４は、本発明の数え落とし補正手段に相当し、偶発同時計数部２３は、本発明の偶発同時計数手段に相当する。また、区別部２１は、本発明の区別手段に相当する。

なお、放射線断層撮影装置９は、各部を統括的に制御する主制御部４１と、放射線断層画像を表示する表示部３６とを備えている。この主制御部４１は、ＣＰＵによって構成され、各種のプログラムを実行することにより、各部１６，２０，２１，２２，２３，２４，２７を実現している。なお、上述の各部はそれらを担当する制御装置に分割されて実現されてもよい。

設定記憶部３７は、検査に関する各種パラメータを記憶するものである。例えば、後述の基準値Ｓｄ，各関連テーブルＴ１，Ｔ２，遅延時間Ｌｔなどである。操作卓３５は、術者の各種指示を入力させる入力部となっている。また、放射線断層撮影装置９は、設定記憶部３７は、本発明の設定値記憶手段に相当する。設定記憶部３７は、本発明の設定値記憶手段に相当する。

＜補正係数の取得＞
放射線断層撮影装置９が数え落とし補正に用いる補正係数の取得について説明する。実施例１の構成においては、被検体Ｍの撮影を行う前にガントリ１１に消滅γ線を照射する放射線薬剤を含んだファントムを挿入がされる。同時計数部２０は、検出器リング１２から送出された検出データの同時計数を行う。この同時計数部２０は、同一のタイムウィンドウ内に２つのγ線を検出したとき、この２つのγ線は消滅γ線のペアであることを示すエミッションデータを生成する。

同時計数部２０が出力するエミッションデータは、区別部２１に送出される。区別部２１は、設定記憶部３７に記憶されている基準値Ｓｄを読み出して、エミッションデータをエネルギーが高い高エネルギーデータＤＨと、エネルギーが低い低エネルギーデータＤＬの２つに区別する。

高エネルギーデータＤＨについて説明する。高エネルギーデータＤＨは、同時計数部２０によってペアーとされた２つのγ線のいずれもがエネルギーの高いものとなっている。具体的には、高エネルギーデータＤＨを構成するγ線のエネルギーは、ある上限値以下でありかつ基準値Ｓｄ以上となっている。この高エネルギーデータＤＨには、より多くの直接線由来のエミッションデータを含んでいる。上限値の具体例として６００ｋｅｖ〜８００ｋｅｖのうちのいずれかの値が選択される。基準値Ｓｄは、５１２ｋｅｖ程度となっている。

低エネルギーデータＤＬについて説明する。低エネルギーデータＤＬは、同時計数部２０によってペアーとされた２つのγ線のうちの少なくともどちらかがエネルギーの低いものとなっている。具体的には、低エネルギーデータＤＬを構成するγ線のエネルギーのうちの少なくとも１つは、基準値Ｓｄ未満でありかつ下限値以上となっている。この低エネルギーデータＤＬには、より多くの間接線由来のエミッションデータを含んでいる。下限値の具体例として３００ｋｅｖ〜４００ｋｅｖのうちのいずれかの値が選択される。このように、エミッションデータは高エネルギーデータＤＨ，および低エネルギーデータＤＬのいずれかに分類される。

同時イベントの計数における数え落としについて説明する。同時計数部２０による検出データの同時性の判断は、時刻情報が用いられる。具体的には、同時計数部２０は、所定のタイムウィンドウに収まる２つのγ線をペアリングする。しかし実際は、同時計数部２０の同時計数には、時間分解能に限界があるので、ファントムＰｈから消滅γ線の発生数が増えると、所定のタイムウィンドウに３つ以上のγ線が検出される場合が出てくる。このとき、図４（ａ）に示すように、消滅点Ｐで発生した２つのγ線と、これとは無関係のγ線が同時に検出器リング１２に入射している。すると、３つの検出データは同時計数に利用できない。この現象が同時イベントの計数における数え落としである。検出器リング１２に検出されるγ線が増えるほど、同時計数が数え落とされやすくなる。

偶発同時計数部２３は、設定記憶部３７から遅延時間Ｌｔを読み出す。偶発同時計数部２３は、検出器リング１２から送出された検出データについての偶発同時計数を行う。すなわち、偶発同時計数部２３は、２つのγ線が遅延時間Ｌｔだけの時間的なズレをおいて検出器リング１２に検出されたとき（これを、偶発イベントと呼ぶことにする）、これらをペアリングする。この偶発同時計数は、後述の数え落とし補正の指標となる。

偶発イベントは、図４（ｂ）に示すように、ある時点において互いに発生源の異なる２つのγ線が偶然にも同時に検出された事象を示すものである。遅延時間Ｌｔは、偶発同時計数でペアリングされる２つのγ線が確実に消滅放射線対となっていない程度に長い。したがって、２つのγ線は、それぞれ独立しており、消滅放射線対ではない。多くのγ線が検出器リング１２に入射するとそれだけ偶発イベントが頻発するのである。本来は、偶発イベントはある時点で起こるはずであるが、これを計数しようとすると、消滅放射線対の同時イベントと区別がつかない。そこで、遅延時間Ｌｔを隔てて検出された２つの放射線対を検出することで偶発イベントの計数を行うようになっている。

第１数え落とし補正係数算出部２２ａ，および第２数え落とし補正係数算出部２２ｂは、この数え落としの影響を除く目的で設けられている。第１数え落とし補正係数算出部２２ａの動作について説明する。第１数え落とし補正係数算出部２２ａには、同時計数部２０から偶発同時計数と高エネルギーデータＤＨについての同時計数とが送られてきている。ファントムから発せられる消滅γ線は、始めのうちは強く、時間がたつにつれ段々と小さくなる。同時計数、偶発同時計数のカウント数も始めのうちは高く、時間がたつにつれ小さくなる。図５は、ファントムの放射能濃度と偶発同時計数、同時計数の計数率との関係を示したグラフである。グラフにおいて実線が同時計数、一点鎖線が偶発同時計数を示している。

第１数え落とし補正係数算出部２２ａは、偶発同時計数がある値まで低下するまで待機した後に取得された高エネルギーデータＤＨに関する同時計数を基に、同時計数の理想値を求める。偶発同時計数が小さな値となっているときにおける同時イベントの観察時においては、数え落としがほとんど起こっていない。したがって、同時計数の理想値には、数え落としの影響が排除されている。第１数え落とし補正係数算出部２２ａは、偶発同時計数が低い状態で実測された同時計数を基に、各放射線濃度における同時計数の理想値を求める。このとき求められた理想値は、図５のグラフにおいて破線で表されている。

図５にける点線に示す同時計数の理想値と実線に示す同時計数の実測値とを比較すると、放射能濃度が上がるにつれ実線の実測値が破線の理想値よりも次第に小さくなっていることに気づく。放射能濃度が上がるにつれ数え落としが起こりやすくなり、実測値の伸びが抑えられるからである。第１数え落とし補正係数算出部２２ａは、同時計数の実測値に対する理想値の比である数え落とし補正係数を算出し、これを偶発同時計数と関連づけて第１関連テーブルＴ１を生成する。この第１関連テーブルＴ１は、偶発同時計数と補正係数とが関連したテーブルである。第１関連テーブルＴ１において図５における放射線濃度がａの位置に対応した部分では、ａにおける偶発同時計数とａにおける理想値と実測値の比（補正係数）とが関連している。この第１関連テーブルＴ１は、高エネルギーデータＤＨに関する数え落としの挙動を示すものとなっている。

同様に、第２数え落とし補正係数算出部２２ｂには、同時計数部２０から偶発同時計数と低エネルギーデータＤＬについての同時計数とが送られてきている。第２数え落とし補正係数算出部２２ｂは、偶発同時計数がある値まで低下するまで待機した後に取得された低エネルギーデータＤＬに関する同時計数を基に、同時計数の理想値を求め、これを基に数え落とし補正係数を求めて、これを偶発同時計数と関連づけて第２関連テーブルＴ２を生成する。この動作は上述の第１数え落とし補正係数算出部２２ａの動作と同様である。この第２関連テーブルＴ２は、低エネルギーデータＤＬに関する数え落としの挙動を示すものとなっている。第１関連テーブルＴ１，第２関連テーブルＴ２は、設定記憶部３７に記憶される。

＜放射線断層撮影装置の動作＞
以上のような数え落とし補正係数の算出を予め行っておいて、被検体Ｍの断層画像の撮影を行う。図６は、放射線断層撮影装置の動作の例を説明するフローチャートである。このフローチャートに沿って放射線断層撮影装置の動作を説明する。

＜検出ステップＳ１＞
まず、被検体Ｍに放射性薬剤が注射される。この時点から所定の時間が経過した時点で、被検体Ｍが天板１０に載置される。天板１０は、天板移動制御部１６の制御に従い、ｚ方向の移動して被検体Ｍの関心部位を検出器リング１２の内部に収める。術者が操作卓３５を通じて、消滅放射線対の検出を指示すると、検出器リング１２は、同時計数部２０に検出データの送出を開始する。このとき送出される検出データは、γ線の検出器リング１２における入射位置と、エネルギーと、入射時間とが連関したデータセットとなっている。

＜同時計数ステップＳ２，区別ステップＳ３，偶発同時計数ステップＳ４＞
同時計数部２０は、検出器リング１２から送出された検出データの同時計数を行う。同時計数部２０が出力するエミッションデータは、区別部２１に送出される。区別部２１は、エミッションデータを高エネルギーデータＤＨと低エネルギーデータＤＬとに分類する。偶発同時計数部２３は、設定記憶部３７から遅延時間Ｌｔを読み出して、検出器リング１２から送出された検出データについての偶発同時計数を行う。

＜数え落とし補正ステップＳ５＞
数え落とし補正部２４には、偶発同時計数の値が関連づけられた高エネルギーデータＤＨ，および偶発同時計数の値が関連づけられた低エネルギーデータＤＬが送出されている。数え落とし補正部２４は、この各データＤＨ，ＤＬの計数率を補正する。

数え落とし補正部２４が高エネルギーデータＤＨの計数値を補正する場合について説明する。数え落とし補正部２４は、第１関連テーブルＴ１を基に、高エネルギーデータＤＨに関連づけられた偶発同時計数に対応する数え落とし補正係数を取得する。そして、この数え落とし補正係数を高エネルギーデータＤＨの計数値に乗じる。この様にすることで、高エネルギーデータＤＨから数え落としに関する影響が取り除かれる。

同様に、数え落とし補正部２４は、第２関連テーブルＴ２を基に、低エネルギーデータＤＬに関連づけられた偶発同時計数に対応する数え落とし補正係数を取得する。そして、この数え落とし補正係数を低エネルギーデータＤＬの計数値に乗じる。この様にすることで、低エネルギーデータＤＬから数え落としに関する影響が取り除かれる。

＜散乱成分除去ステップＳ６＞
数え落とし補正がされた各データＤＨ，ＤＬは、画像生成部２７に送出される。画像生成部２７は、これらを基に散乱線成分の影響が除去された被検体Ｍの画像を生成する。補正された高エネルギーデータＤＨをＵＥＷ(Upper Energy Window)データと呼び、それぞれ補正された高エネルギーデータＤＨと低エネルギーデータＤＬとを合わせてＳＥＷ(Standard Energy Window)データと呼ぶことにする。画像生成部２７は、本発明の画像生成手段に相当する。

図７は、放射性薬剤を含んだファントムを放射線断層撮影装置９で撮影した場合のエミッションデータの１プロファイルを示している。図中のＵＥＷは、ＵＥＷデータに係るプロファイルであり、同様にＳＥＷは、ＳＥＷデータに係るプロファイルである。

画像生成部２７は、ＵＥＷデータに含まれる散乱線成分の除去をデコンボリューション法により行う。具体的には、まずＵＥＷデータにフーリエ変換を施し、高周波成分を除去しておいて、逆フーリエ変換を施す。この様にして得られたプロファイルＵ１には、ＵＥＷデータから散乱線成分が抽出されたものとなっている。画像生成部２７は、ＵＥＷデータからプロファイルＵ１を減算して、ＵＥＷデータの散乱線成分が除去されたプロファイルＵ２を取得する（図７参照）。

次に、画像生成部２７は、設定記憶部３７に記憶されているＳＥＷデータとＵＥＷデータとのイベント数の比を示す増幅率ｆを取得して、これを散乱線成分が除去されたプロファイルＵ２に乗算する。この増幅率ｆは、被検体Ｍの撮影の前に予め消滅γ線を発する点線源を測定することにより、ＳＥＷデータとＵＥＷデータとの比を求めることで行われる。乗算により生成されたプロファイルをプロファイルＵ３と呼ぶことにする（図７参照）。

この増幅されたプロファイルＵ３は、ＳＥＷデータの直接線成分を推定したものとなっている。そこで、画像生成部２７は、ＳＥＷデータからプロファイルＵ３を減算し、ＳＥＷデータの間接線成分が抽出されたプロファイルＳ１を生成する（図７参照）。

ところで、プロファイルＳ１は、多くのノイズ成分を含んでいるものと考えられる。プロファイルＳ１の生成に用いられたプロファイルＵ３がノイズ成分を含むからである。ＵＥＷデータのカウント数は少なく、これを基に生成されたプロファイルＵ３は、ＳＥＷデータと比べて多くのノイズ成分を含んでいるからである。

そこで、画像生成部２７は、プロファイルＳ１に対してスムージング処理を行い、プロファイルＳ２を生成する（図７参照）。すると、プロファイルＳ１の高周波成分として含まれていたノイズ成分が除去されることになる。プロファイルＳ２は、ＳＥＷデータに含まれる間接線成分をより忠実に表している。

画像生成部２７は、ＳＥＷデータからプロファイルＳ２を減算してプロファイルＳ３を生成する。このプロファイルＳ３は、ＳＥＷデータの直接線成分が抽出されたものとなっている。

画像生成部２７は、この様なプロファイルＳ３の生成を繰り返し、複数のプロファイルＳ３から被検体Ｍの断層像を再構成して、断層画像を生成する。つまり、プロファイルＳ３は、ファントムをある方向に沿って検出器リング１２に投影したときの放射線強度の分布を示すプロファイルとなっている。画像生成部２７は、投影する方向を変えながらその度にプロファイルＳ３を取得するのである。

＜表示ステップＳ７＞
放射線断層画像は、表示部３６に出力されて動作は終了となる。

以上のように実施例１の構成によれば、検出されたエミッションデータをエネルギーの高い高エネルギーデータＤＨと、エネルギーの低い低エネルギーデータＤＬとに区別するを区別部２１備えている。区別された各データＤＨ，ＤＬは、直接線由来のものと間接線由来のものの両方を含んだものとなっている。しかし、高エネルギーデータＤＨの方がより直接線成分を含み、低エネルギーデータＤＬの方がより間接線成分を含む傾向がある。画像生成部２７は、この各データを用いて間接線成分の影響が軽減された画像を取得できるようになっている。

実施例１の構成において最も特徴的なのは、高エネルギーデータＤＨの数え落とし補正と、低エネルギーデータＤＬの数え落とし補正とを別個に行うことである。高エネルギーデータＤＨと低エネルギーデータＤＬとは、消滅γ線対のエネルギーが異なるので、数え落としの特性が異なるのである。本発明によれば、この特性の違いを考慮して数え落としの補正を行うことができるので、より正確な補正を行うことができる。

また、実施例１の構成は、２つのγ線が所定の遅延時間Ｌｔだけの時間のズレをおいて検出器リング１２に入射する事象である偶発イベントを計数しておき、これを基にどの程度の線量の消滅γ線対が検出器リング１２に入射しているかを認識するようになっている。実際の同時イベントは、偶発イベントで類推される同時イベントよりも少なくなっている。数え落としが発生するからである。そこで、数え落とし補正部２４は、この数え落とし分を填補するように同時イベントの計数を補正するのである。偶発イベントは、γ線線量が増えても数え落としを起こしにくく被写体の形状などの影響を受けにくいので、γ線線量の指標として適している。

また、実施例１の構成は、エミッションデータを取得する際に偶発同時計数も同時に行っておき、この同時偶発計数をエミッションデータ取得時における数え落としの頻度を示す指標として用いるようになっている。偶発同時計数を基に各関連テーブルＴ１，Ｔ２より補正係数を取得して数え落とし補正を行う用にすれば、エミッションデータにおける同時計数の数え落としの影響は確実に除かれることになる。

また、同時計数の数え落とされ方は、消滅γ線対のいずれもが高エネルギーである場合と消滅γ線対の少なくとも一方が低エネルギーである場合とで異なる。エミッションデータを高エネルギーデータＤＨ，および低エネルギーデータＤＬのいずれかに区別するようにすれば、より確実にエミッションデータより数え落としの影響が除かれることになる。

次に、実施例２に係るＰＥＴ／ＣＴ装置について説明する。ＰＥＴ／ＣＴ装置とは、実施例１で説明した放射線断層撮影装置（ＰＥＴ装置）９と、Ｘ線を用いた断層画像を生成するＣＴ装置８とを有する構成で、両者で得られた断層画像を重ね合わせた合成画像を生成することができる医用装置である。

実施例２に係るＰＥＴ／ＣＴ装置の構成について説明する。実施例２に係るＰＥＴ／ＣＴ装置におけるＰＥＴ装置においては、実施例１で説明した放射線断層撮影装置（ＰＥＴ装置）９を用いることができる。したがって、実施例２における特徴的な部分であるＣＴ装置について説明する。図８に示すように、ＣＴ装置８は、ガントリ４５を有している。ガントリ４５には、ｚ方向に伸びた開口が設けられている。なお、ＣＴ装置８は、放射線断層撮影装置９にｚ方向側から隣接する。すなわち、ガントリ４５と検出器リング４５とは、それら開口の中心軸が共有するようにｚ方向に沿って配列されている。

ガントリ４５の内部には、Ｘ線を被検体Ｍに向けて照射するＸ線管４３と、被検体Ｍを透過してきたＦＰＤ（フラット・パネル・ディテクタ）４４と、Ｘ線管４３とＦＰＤ４４とを支持する支持体４７とが備えられている。支持体４７は、リング形状となっており、ｚ軸周りに回転自在となっている。この支持体４７の回転は、例えばモータのような動力発生手段と、例えば歯車のような動力伝達手段とから構成される回転機構３９が実行する。また、回転制御部４０は、この回転機構３９を制御するものである。Ｘ線管４３は、本発明の放射線源に相当する。ＦＰＤ４４は、本発明の放射線検出手段に相当し、支持体４７は、本発明の支持手段に相当する。回転機構３９は、本発明の回転手段に相当し、回転制御部４０は、本発明の回転制御手段に相当する。

ＣＴ画像生成部４８は、ＦＰＤ４４から出力されたＸ線検出データを基に、被検体ＭのＸ線断層画像を生成するものである。また、重ね合わせ部４９は、放射線断層撮影装置（ＰＥＴ装置）９から出力された被検体内の薬剤分布を示すＰＥＴ画像と、上述のＸ線断層画像とを重ね合わせることで重合画像を生成する構成となっている。

主制御部４１は、各種のプログラムを実行することにより、実施例１に係る各部の他、回転制御部４０，ＣＴ画像生成部４８，重ね合わせ部４９，およびＸ線管制御部４６とを実現している。なお、上述の各部はそれらを担当する制御装置に分割されて実現されてもよい。

Ｘ線透視画像の取得方法について説明する。Ｘ線管４３とＦＰＤ４４とは、互いの相対位置を保った状態でｚ軸周りに回転する。このときＸ線管４３は間歇的にＸ線を被検体Ｍに向けて照射し、その度ごとに、ＣＴ画像生成部４８は、Ｘ線透視画像を生成する。この複数枚のＸ線透視画像は、ＣＴ画像生成部４８において例えば、既存のバック・プロジェクション法を用いて単一の断層画像に組み立てられる。

次に、合成画像の生成方法について説明する。ＰＥＴ／ＣＴ装置にて合成画像を取得するには、被検体Ｍの関心部位をＣＴ装置に導入して、被検体Ｍとガントリ４５との位置を変更しながらＸ線断層画像を取得する。そして、被検体Ｍの関心部位を放射線断層撮影装置（ＰＥＴ装置）９に導入してＰＥＴ画像を取得する。重ね合わせ部４９によって両画像が重ね合わせられ、完成した合成画像は、表示部３６にて表示される。これにより、薬剤分布と被検体Ｍの内部構造とを同時に認識することができるので診断に好適な断層画像が提供できる。

実施例２の構成によれば、被検体Ｍの内部構造と、薬剤分布との両方を取得できる放射線断層撮影装置９が提供できる。ＰＥＴ装置は、一般的に薬剤分布に係る情報を得ることができる。しかしながら、被検体Ｍの臓器や組織を写しこんだ断層画像を参照しながら診断を行う必要がある場合がある。上述の構成によれば、被検体Ｍの内部構造と、薬剤分布との両方を取得できるので、例えば両画像を重ね合わせることで、診断に好適な合成画像を生成させることができる。

本発明は、上述の構成に限られることなく、下記のように変形実施をすることができる。

（１）上述した各実施例のいうシンチレータ結晶は、ＬＹＳＯで構成されていたが、本発明においては、その代わりに、ＧＳＯ（Ｇｄ_２ＳｉＯ_５）などのほかの材料でシンチレータ結晶を構成してもよい。本変形例によれば、より安価な放射線検出器が提供できる放射線検出器の製造方法が提供できる。

（２）上述した各実施例において、光検出器は、光電子増倍管で構成されていたが、本発明はこれに限らない。光電子増倍管に代わって、フォトダイオードやアバランシェフォトダイオードや半導体検出器などを用いていもよい。

Ｌｔ 遅延時間
Ｓｄ 基準値
Ｔ１ 第１関連テーブル
Ｔ２ 第２関連テーブル
１ 放射線検出器
１２ 検出器リング
２０ 同時計数部（同時計数手段）
２１ 区別部（区別手段）
２３ 偶発同時計数部（偶発同時計数手段）
２４ 数え落とし補正部（数え落とし補正手段）
２７ 画像生成部（画像生成手段）
３７ 設定値記憶部（設定値記憶手段）

Claims (5)

1. 放射線を検出する放射線検出器がリング状に配列されて構成され、消滅放射線対を検出する検出器リングと、
   前記放射線検出器で検出された放射線のエネルギーの高さを示す基準値を記憶する設定値記憶手段と、
   放射線同士が同時に前記検出器リングに入射する事象であるエミッションデータを計数する同時計数手段と、
   前記基準値を基に前記エミッションデータを高エネルギーデータと低エネルギーデータとに区別する区別手段と、
   第１関連テーブルを用いて、前記高エネルギーデータにおける同時計数の数え落とし補正を行い、前記第１関連テーブルとは異なる第２関連テーブルを用いて、前記低エネルギーデータにおける同時計数の数え落とし補正を行う数え落とし補正手段と、
   補正された各データを用いて消滅放射線対の発生位置を空間的にイメージングする画像生成手段とを備えることを特徴とする放射線断層撮影装置。
2. 請求項１に記載の放射線断層撮影装置において、
   ２つの高エネルギー放射線が所定の遅延時間だけの時間のズレをおいて前記検出器リングに入射する事象である偶発イベントを計数して偶発同時計数を求める偶発同時計数手段を更に備え、
   前記数え落とし補正手段が用いる各関連テーブルは、偶発同時計数と補正係数とが関連したものであることを特徴とする放射線断層撮影装置。
3. 請求項１または請求項２に記載の放射線断層撮影装置において、
   前記数え落とし補正手段は、前記エミッションデータが取得された時点で求められた偶発同時計数を基に各関連テーブルより補正係数を取得し、これを各データに作用させることで数え落とし補正を行うことを特徴とする放射線断層撮影装置。
4. 請求項１ないし請求項３のいずれかに記載の放射線断層撮影装置において、
   前記区別手段は、前記エミッションデータに関する消滅放射線対のいずれもが前記基準値以上の高エネルギーである場合に前記高エネルギーデータと区別し、前記エミッションデータに関する消滅放射線対の少なくとも一方が前記基準値未満の低エネルギーである場合に前記低エネルギーデータと区別することを特徴とする放射線断層撮影装置。
5. 請求項１ないし請求項４のいずれかに記載の放射線断層撮影装置において、
   （α）天板に対し中心軸周りに回転可能な放射線源と、
   （β）天板に対し中心軸周りに回転可能な放射線検出手段と、
   （γ）放射線源と放射線検出手段とを支持する支持手段と、
   （δ）支持手段を回転させる回転手段と、
   （ε）回転手段を制御する回転制御手段を備えた画像生成装置が
   中心軸を前記検出器リングの中心軸を共有して中心軸方向から隣接して設けられることを特徴とする放射線断層撮影装置。

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