JP2017067604A - 核医学画像装置 - Google Patents

Abstract

【課題】体動の影響をキャンセルすることによって検査対象物の位置をより正確に算出すること。【解決手段】本発明の核医学画像装置は、コンプトン散乱による反跳電子の飛跡に沿って生じる電子を検出することによって、検出信号を生成する放射線検出装置と、放射線検出装置に対応して配置され、放射線の到達位置を検知する検出モジュールと、検出信号に基づいて反跳電子の飛跡を算出し、当該飛跡および検知された放射線の到達位置に基づいて検査対象物に含まれる第１の放射線マーカの位置を示す第１の位置データおよび位置検出用の第２の放射線マーカの位置を示す第２の位置データを生成するコントローラであって、第１の位置データを第２の位置データに基づいて補正するコントローラと、を備えることを特徴とする。【選択図】図１

Description

本発明は、放射線検出装置を備えた核医学画像装置に関する。

ピクセル型電極によるガス増幅を用いた放射線検出装置（ＭＰＧＣ：Ｍｉｃｒｏ Ｐｉｘｅｌ Ｇａｓ Ｃｈａｍｂｅｒ）の研究が進められている。ＭＰＧＣを用いた放射線検出装置は、シンチレータとの組み合わせにより、電子飛跡検出型コンプトンカメラ（ＥＴＣＣ：Ｅｌｅｃｔｒｏｎ−Ｔｒａｃｋｉｎｇ Ｃｏｍｐｔｏｎ Ｃａｍｅｒａ）を構成する。この種のコンプトンカメラには、従来の検出器（シンチレータ、半導体検出器）による放射線検出では不十分であった検出領域の特に画像イメージングにおいて大面積かつ、リアルタイムイメージングができるという特徴がある。

特許文献１には、ＭＰＧＣを用いた放射線検出装置の構造の例が開示されている。また、特許文献２には、ＭＰＧＣではなくＭＳＧＣ（Ｍｉｃｒｏ Ｓｔｒｉｐ Ｇａｓ Ｃｈａｍｂｅｒ）により構成したコンプトンカメラの例が開示されている。

特許第３３５４５５１号公報 特許第３５３５０４５号公報

ＭＰＧＣを用いた放射線検出装置を核医学画像装置に応用すれば、体内に注入した放射性薬剤の位置を特定することができる。しかしながら、撮影にはある程度の時間が必要であるため、体動の影響によって放射性薬剤の位置を正確に特定することができないという問題があった。

そこで、本発明の目的の一つは、体動の影響をキャンセルすることによって検査対象物の位置をより正確に算出可能とすることにある。

本発明の一実施形態に係る核医学画像装置は、コンプトン散乱による反跳電子の飛跡に沿って生じる電子を検出することによって、検出信号を生成する放射線検出装置と、前記放射線検出装置に対応して配置され、放射線の到達位置を検知する検出モジュールと、前記検出信号に基づいて前記反跳電子の飛跡を算出し、当該飛跡および前記検知された前記放射線の到達位置に基づいて検査対象物に含まれる第１の放射線マーカの位置を示す第１の位置データおよび位置検出用の第２の放射線マーカの位置を示す第２の位置データを生成するコントローラであって、前記第１の位置データを前記第２の位置データに基づいて補正するコントローラと、を備えることを特徴とする。

前記第１及び第２の放射線マーカは、互いに異なる核種であってもよい。

前記コントローラは、補正された前記第１の位置データに基づいて前記検査対象物の機能画像を生成し、前記機能画像と前記検査対象物の形態画像を前記第１及び第２の位置データの位置関係に基づいて合成してもよい。

前記放射線検出装置を複数備え、前記コントローラは、それぞれの前記放射線検出装置において生成される前記検出信号によって得られる前記第２の位置データに基づいて、前記複数の放射線検出装置間におけるアライメント調整を行ってもよい。

また、本発明の一実施形態に係る核医学画像装置は、放射線マーカが固定されたステージと、コンプトン散乱による反跳電子の飛跡に沿って生じる電子を検出することによって、検出信号を生成する放射線検出装置と、前記検出信号に基づいて前記反跳電子の飛跡を算出することにより、前記放射線マーカの位置を特定するコントローラと、を備えることを特徴とする。

本発明の一実施形態によれば、体動の影響をキャンセルすることによって検査対象物の位置をより正確に算出可能とすることができる。

核医学画像装置３００の構成を示すブロック図である。 コンプトンカメラ２００の概略構成図である。 放射線検出装置１００の概略構成図である。 放射線マーカＭ２が固定された人体１０を示す模式図である。 体動の影響を説明するための模式図である。 放射線マーカＭ２をステージ４００に固定した例を示す模式図である。

以下、図面を参照して、本発明の核医学画像装置について詳細に説明する。なお、本発明の核医学画像装置は以下の実施形態に限定されることはなく、種々の変形を行ない実施することが可能である。全ての実施形態においては、同じ構成要素には同一符号を付して説明する。また、図面の寸法比率は、説明の都合上、実際の比率とは異なったり、構成の一部が図面から省略されたりする場合がある。

本実施形態にかかる核医学画像装置３００の構成を図１に示す。核医学画像装置３００は、コンプトンカメラ２００、コントローラ３１０、入力デバイス３１２及び出力デバイス３１４を備える。核医学画像装置３００は、医療の現場において、患者の体内に投与した放射線源の位置を特定するために使用される画像イメージング装置でもある。

コンプトンカメラ２００はＥＴＣＣであり、ＭＰＧＣを用いた放射線検出装置１００及び検出モジュール２０２を含む。ここでいう検出モジュール２０２には、シンチレータ、およびシンチレータに散乱γ線が入射して生じた発光を電気信号に変換する光電子増倍管を含む。複数の光電増倍管が設置されることによって、発光位置が特定できるようになっている。以下、検出モジュール２０２といった場合には、光電増倍管を含んでいるものとする。図２（ａ）に示すように、検出モジュール２０２は放射線検出装置１００を５方向から取り囲むように設けられている。図２（ａ）においては、５箇所の検出モジュールにそれぞれ符号２０２ａ〜２０２ｅを付している。放射線検出装置１００の構造については後述する。なお、検出モジュールは、５方向から取り囲むようにしなくてもよく、いずれか１箇所が存在すればよい。例えば、検出モジュール２０２ｃのみが存在してもよい。

コントローラ３１０は、コンプトンカメラ２００から出力される検出信号Ｓ１ａ，Ｓ１ｂ，Ｓ２ａ，Ｓ２ｂに基づいた演算を行うことにより３次元画像を再構成し、放射線源の位置を特定する。オペレータによるコントローラ３１０への指示は、入力デバイス３１２を用いて行うことができる。また、コントローラ３１０によって再構成された３次元画像は、出力デバイス３１４を介してオペレータに提示される。

図２（ａ）に示すように、放射線検出装置１００はチャンバー１１１を有する。チャンバー１１１の内部には、アルゴンやキセノンなどの希ガスと、エタン、メタンなどの常温でガスのアルカンもしくは二酸化炭素を含む消光作用を有するガス（クエンチングガス）との混合ガスが封入されている。どちらか単体のガスでもよく、かつ二種以上の混合ガスでもよい。チャンバー１１１の底面には、複数のピクセルが二次元的にレイアウトされたピクセル電極部１０１が設けられている。チャンバー１１１の上面には、ドリフト電極１１０が設けられている。チャンバー１１１の側面には、ドリフトケージ１１２が設けられている。ドリフトケージ１１２は、ドリフト電極１１０とピクセル電極部１０１との間の電界分布を均一化するために設けられている。

コンプトンカメラ２００の原理は次の通りである。まず、外部から放射線検出装置１００にγ線が入射すると、ある確率で入射γ線がチャンバー１１１内の気体と衝突し、γ線の散乱（コンプトン散乱）が発生する。図２（ａ）に示す符号Ａは、衝突位置である。衝突により進行方向が変化した散乱γ線は、放射線検出装置１００を透過して検出モジュール２０２に入射する。検出モジュール２０２のシンチレータに散乱γ線が入射すると発光が生じ、この発光が光電子増倍管によって電気信号に変換される。このようにして得られた電気信号は、図１に示す検出信号Ｓ１ａ，Ｓ１ｂに相当し、散乱γ線の入射した位置（放射線の到達位置）及びその時刻を示す情報がコントローラ３１０に提供される。このとき、散乱γ線のエネルギも取得して、エネルギを示す情報がさらにコントローラ３１０に提供されてもよい。γ線の散乱が複数回発生すると、エネルギが失われる量が大きくなる。この場合、特定のエネルギ範囲のγ線を、検出すべきγ線として特定する。特定のエネルギ範囲は、放射線源から放射されるγ線のエネルギとして想定される値から、１回の散乱をしたときに想定されるγ線のエネルギの範囲として算出された値である。これにより、複数回散乱したγ線をノイズとして除去することもできる。なお、検出信号Ｓ１ａとＳ１ｂとは、説明の便宜上分けて記載しているが、特に区別されて出力される信号ではない。

一方、入射γ線と衝突したチャンバー１１１内の気体は、符号Ａの位置から所定の方向に反跳電子ｅ⁻（荷電粒子）を放出する。すると、反跳電子の飛跡に沿って電子雲が発生する。電子雲を構成する電子は、ドリフト電極１１０とピクセル電極部１０１との間の電場によって、ピクセル電極部１０１へ引き寄せられる。このとき、ピクセル電極部１０１の近傍まで引き寄せられた電子は、ピクセル電極部１０１の近傍の非常に高い電場により気体と衝突し、気体を電離させる。さらに電離によって生じた電子は雪崩的に増殖し、ピクセル電極部１０１にて検出される。例えば、アノード電極１０６で収集された電子群は、電気信号として読み出すことができる程度にまで達する。そして、この電気信号をアノード電極パターン１０８を通して外部に読み出すことができる。一方、カソード電極１０４には電子群に誘導された正電荷が生じ、ここから得られる電気信号を外部に読みだすことができる。このようにして得られた電気信号は、図１に示す検出信号Ｓ２ａ，Ｓ２ｂに相当し、コントローラ３１０に提供される。検出信号Ｓ２ａ，Ｓ２ｂは、電子が検出されたピクセルの位置及び当該ピクセルにおいて電子を検出した時刻を特定可能な信号である。なお、検出信号Ｓ２ａとＳ２ｂとは、説明の便宜上分けて記載しているが、特に区別されて出力される信号ではない。

なお、散乱γ線が検出モジュール２０２のシンチレータに入射してからピクセル電極部１０１で電子が検出されるまでの時間によって、そのピクセル電極部１０１から電子雲が生じた位置までの距離（ｚ方向の位置）が算出できる。

コントローラ３１０は、検出信号Ｓ１ａ，Ｓ１ｂの活性化（散乱γ線の検出モジュール２０２のシンチレータへの入射）をトリガとして検出信号Ｓ２ａ，Ｓ２ｂを時系列的に解析し、電子が検出されたピクセルの位置及び当該ピクセルにおいて電子を検出した時刻（以下、検出時刻という場合がある）を用いて、反跳電子の飛跡を算出する。検出時刻は、トリガからピクセル電極部１０１での電子の検出までの時間に対応する。そして、図２（ｂ）に示す角度αを算出すれば、入射γ線が入射した方向を特定することができる。

図３に示すように、ピクセル電極部１０１は、絶縁部材１０２、カソード電極１０４、カソード端子部１０４ａ、アノード電極１０６、アノード電極パターン１０８、ビア１２６、及びアノード端子部１２０を有している。アノード電極パターン１０８は、ストリップ状に形成されているので、アノードストリップパターンともいう。

カソード電極１０４は、絶縁部材１０２の上面においてｙ方向に複数延在する。カソード電極１０４には複数の開口部１０５が設けられており、開口部１０５において絶縁部材１０２の上面が露出している。カソード電極１０４は、絶縁部材１０２の端部においてカソード端子部１０４ａに接続され、このカソード端子部１０４ａから信号が取り出される。カソード電極１０４は、ストリップ状に形成されているので、カソードストリップ電極ともいう。

アノード電極１０６は、絶縁部材１０２に対してｚ方向に設けられた貫通孔に配置され、カソード電極１０４の複数の開口部１０５のそれぞれにおいて先端が露出している。本実施形態においては、アノード電極１０６は、開口部１０５のそれぞれにおいて先端が露出している形状を有しているが、開口部１０５のそれぞれにおいて先端が露出しないような形状（先端が絶縁部材１０２の上面（貫通孔の上面）と概略一致する形状、又は先端が絶縁部材１０２の貫通孔の内部に位置する形状を含む。）としてもよい。アノード電極１０４は、絶縁部材１０２の端部においてアノード端子部１０６ａにビア１２６を介して接続され、このアノード端子部１０６ａから信号が取り出される。

ｙ方向に配列された複数のアノード電極１０６は、それぞれ異なるアノード電極パターン１０８に接続されているアノード電極パターン１０８は、絶縁部材１０２の裏面においてｘ方向に複数延在する。カソード電極１０４が延在するｙ方向とアノード電極パターン１０８が延在するｘ方向とは、概略垂直である。なお、本実施形態においては、アノード電極１０６とアノード電極パターン１０８とは別に設けられ、それぞれが電気的に接続されている形態について説明しているが、これに限定されるわけではなく、アノード電極１０６とアノード電極パターン１０８が一体であっても構わない。

カソード電極１０４とアノード電極１０６との間には電圧が印加され、電場が形成される。これにより、ピクセル電極部１０１へ引き寄せられた電子は、アノード電極１０６に捕捉される。これによって、このピクセルにおいて電子が検出されることになる。

ドリフト電極１１０はｘｙ平面を有し、ピクセル電極部１０１を構成するｘｙ平面からｚ方向に所定の距離だけ離れて設けられている。ドリフト電極１１０とカソード電極１０４及びアノード電極１０６との間には電圧が印加され、電場が形成される。

本実施形態に係る本発明の放射線検出装置１００は、上述したような構成を採ることにより、ピクセル電極部１０１において、アノード電極１０６がマトリクス状に配置された構成を有することになる。絶縁部材１０２の上面に露出するアノード電極１０６が１個のピクセルを構成する。したがって、複数のカソード電極１０４及び複数のアノード電極パターン１０８に現れる電気信号の電圧の変化を時系列的に解析すれば、電子が検出されたピクセルの位置及び検出時刻が特定でき、そのピクセルにおける電子の検出結果が得られるため、既に説明したとおり、反跳電子の飛跡を算出することが可能となる。

（実施形態１）
図４に示すように、本実施形態では、放射線マーカＭ１である放射性薬剤を注入した人体１０の複数箇所に、位置検出用の放射線マーカＭ２を固定する。人体１０に注入された放射線マーカＭ１は、所定の臓器１２に集まる。位置検出用の放射線マーカＭ２を配置する位置については特に限定されない。そして、この状態でコンプトンカメラ２００を用いた機能画像の撮影を行う。

人体１０は、呼吸や鼓動によって不可避的に体動するため、ある程度の時間に亘って撮影を行うと、体動に起因した画像のブレが生じる。図５は、位置検出用の放射線マーカＭ２が体動によって上下に動く様子を示しており、撮影画像もこれを反映して上下にぶれることになる。もちろん、検査対象となる臓器１２も体動によって位置が変化し、撮影画像にブレが生じる。

本実施形態においては、このようなブレをコントローラ３１０によってキャンセルする。キャンセルする方法は次の通りである。

まず、コンプトンカメラ２００から出力される検出信号を解析し、放射線マーカＭ１に起因する検出信号Ｓ１ａ，Ｓ２ａと、放射線マーカＭ２に起因する検出信号Ｓ１ｂ，Ｓ２ｂに分離する。

分離方法については特に限定されず、放射線マーカＭ２の位置が既知であれば、当該位置から発せられた放射線による検出信号を検出信号Ｓ１ｂ，Ｓ２ｂとし、それ以外の位置から発せられた放射線による検出信号を検出信号Ｓ１ａ，Ｓ２ａとすればよい。或いは、放射線マーカＭ１と放射線マーカＭ２とで互いに異なる核種を用いれば、放射線マーカＭ２の位置が不明であっても、両者を分離することができる。例えば、放射線のエネルギが互いに異なる核種を用いれば、カソード電極１０４及びアノード電極１０６に現れる信号のパルス幅に基づいて分離することができる。この方法によれば、放射線マーカＭ２を検査対象となる臓器１２の近傍に配置しても、放射線マーカＭ１に起因する検出信号Ｓ１ａ，Ｓ２ａと、放射線マーカＭ２に起因する検出信号Ｓ１ｂ，Ｓ２ｂを正しく分離することができる。

そして、検出信号Ｓ１ａ，Ｓ２ａによって得られる放射線マーカＭ１の位置データを検出信号Ｓ１ｂ，Ｓ２ｂに基づいて補正する。具体的には、放射線マーカＭ２の位置データに基づいて各時刻における３次元的なズレ量を算出し、このズレ量を放射線マーカＭ１の位置データに反映させることによって補正する。この補正は、放射線マーカＭ２の位置における体動の影響（ズレ量）と放射線マーカＭ１の位置（検査対象の臓器の位置）における体動の影響（ズレ量）との相関を示す関係式等、予め決められた演算式を用いて、実施されてもよい。放射線マーカＭ２の位置データを取得できるタイミングはランダムであるため、取得タイミング間において得られた放射線マーカＭ１の位置データについては、前後の取得タイミングにおける放射線マーカＭ２の位置データに基づいて予測される位置によって補正することが好ましい。予測においては、一定の速度で体動しているものと見なしても構わない。

放射線マーカＭ２の位置データをより高頻度に取得するためには、放射線マーカＭ１に用いる線源よりも線量が高い線源を放射線マーカＭ２に用いることが好ましい。

このように、本実施形態によれば、放射線マーカＭ１の位置データが補正されることから、体動による画像のブレを抑制することが可能となる。しかも、本実施形態では放射線マーカＭ２を複数個用いることによって、検査対象となる臓器１２の位置ごとにさらに正確な補正を行うことができる。

（実施形態２）
コントローラ３１０は、再構成によって生成された機能画像（放射線マーカＭ１に応じて得られた画像）を検査対象物の形態画像と合成することにより、より最終的に生成される３次元画像の視認性を高めることができる。形態画像としては、例えばＣＴにより得られた画像が挙げられ、コンプトンカメラ２００による撮影と同時に、或いは、撮影の前後にＣＴ撮影することによって、対応する形態画像を得ることができる。形態画像は、図１に示すコントローラ３１０に入力され、コントローラ３１０によって機能画像と形態画像の合成が行われる。合成された３次元画像は、出力デバイス３１４に表示される。なお、放射線マーカＭ２の位置は既知である。そのため、形態画像における放射線マーカＭ２に対応する位置も特定可能である。したがって、放射線マーカＭ１と放射線マーカＭ２との位置関係に基づいて、形態画像における放射線マーカＭ１に対応する位置を特定して、機能画像と形態画像とを合成することができる。

（実施形態３）
図６に示すように、被験者の寝台であるステージ４００に複数の放射線マーカＭ２を固定しても構わない。コンプトンカメラ２００は可視光を撮影できないため、オペレータが撮影方向を正しく認識することが難しいという問題がある。しかしながら、ステージ４００に複数の放射線マーカＭ２を固定しておけば、放射線マーカＭ２に起因する検出信号Ｓ１ｂ，Ｓ２ｂを解析することにより、ステージ４００とコンプトンカメラ２００の相対的な位置関係を正しく把握することが可能となる。また、術後に同じ箇所を再度撮影する場合であっても、基準位置を容易に確認することが可能となる。

図６に示すコンプトンカメラ２００には、複数の放射線検出装置１００が含まれていても構わない。この場合、複数の放射線検出装置１００間においてアライメント調整を行う必要があるが、この作業を検出信号Ｓ１ｂ，Ｓ２ｂに基づいて行うことができる。検出信号Ｓ１ｂ，Ｓ２ｂは、ステージ４００に固定された放射線マーカＭ２に起因するものであるため、各放射線検出装置１００によって撮影された放射線マーカＭ２の３次元位置が互いに一致するようアライメントを行えば、正しくアライメント調整を完了することが可能となる。

１０ 人体
１２ 臓器
１００ 放射線検出装置
１０１ ピクセル電極部
１０２ 絶縁部材
１０４ カソード電極
１０５ 開口部
１０６ アノード電極
１０８ アノード電極パターン
１１０ ドリフト電極
１１１ チャンバー
１１２ ドリフトケージ
２００ コンプトンカメラ
２０２（２０２ａ〜２０２ｅ） 検出モジュール
３００ 核医学画像装置
３１０ コントローラ
３１２ 入力デバイス
３１４ 出力デバイス
４００ ステージ
Ｍ１ （第１の）放射線マーカ
Ｍ２ （第２の）放射線マーカ
Ｓ１ａ，Ｓ２ａ （第１の）検出信号
Ｓ１ｂ，Ｓ２ｂ （第２の）検出信号

Claims (5)

1. コンプトン散乱による反跳電子の飛跡に沿って生じる電子を検出することによって、検出信号を生成する放射線検出装置と、
   前記放射線検出装置に対応して配置され、放射線の到達位置を検知する検出モジュールと、
   前記検出信号に基づいて前記反跳電子の飛跡を算出し、当該飛跡および前記検知された前記放射線の到達位置に基づいて検査対象物に含まれる第１の放射線マーカの位置を示す第１の位置データおよび位置検出用の第２の放射線マーカの位置を示す第２の位置データを生成するコントローラであって、前記第１の位置データを前記第２の位置データに基づいて補正するコントローラと、
   を備えることを特徴とする核医学画像装置。
2. 前記第１及び第２の放射線マーカは、互いに異なる核種であることを特徴とする請求項１に記載の核医学画像装置。
3. 前記コントローラは、補正された前記第１の位置データに基づいて前記検査対象物の機能画像を生成し、前記機能画像と前記検査対象物の形態画像を前記第１及び第２の位置データの位置関係に基づいて合成することを特徴とする請求項１又は２に記載の核医学画像装置。
4. 前記放射線検出装置を複数備え、
   前記コントローラは、それぞれの前記放射線検出装置において生成される前記検出信号によって得られる前記第２の位置データに基づいて、前記複数の放射線検出装置間におけるアライメント調整を行うことを特徴とする核医学画像装置。
5. 放射線マーカが固定されたステージと、
   コンプトン散乱による反跳電子の飛跡に沿って生じる電子を検出することによって、検出信号を生成する放射線検出装置と、
   前記検出信号に基づいて前記反跳電子の飛跡を算出することにより、前記放射線マーカの位置を特定するコントローラと、
   を備えることを特徴とする核医学画像装置。

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