JP2018136152A - 部分リングｐｅｔ装置及びｐｅｔ装置 - Google Patents

Abstract

【課題】部分リングＰＥＴ装置における同時計数用放射線検出器の欠損による画質低下を、単一ガンマ線用放射線検出器を設けて補うことで投影角度の欠損を減らし、ＰＥＴ画像のアーチファクトを低減する。【解決手段】消滅放射線の同時計数線（１２）を検出するための、視野領域（１０）を囲んでリング状に配置されるべき同時計数用放射線検出器（１４）の一部が欠損（１６）している部分リングＰＥＴ装置において、前記消滅放射線の少なくとも一方（３０）を単一のガンマ線として検出する単一ガンマ線用放射線検出器（コリメータ式検出器３２、コンプトンカメラ４０）を設けて、前記同時計数用放射線検出器（１４）の欠損による画質低下を補う。【選択図】図３

Description

本発明は、部分リングＰＥＴ装置及びＰＥＴ装置に係り、特に、ＰＥＴ／ＭＲＩ複合装置に用いるのに好適な、同時計数用放射線検出器の欠損による画質低下を補うことが可能な部分リングＰＥＴ装置及びＰＥＴ装置に関する。

消滅放射線の同時計数線を検出するための同時計数用放射線検出器が視野領域を囲んでリング状に配置されたＰＥＴ装置が広く知られている（特許文献１、２参照）。

ＰＥＴでは様々な角度（投影角度）の同時計数線（ＬＯＲ,Line Of Response）が得られる必要がある。そのために、ＰＥＴでは、測定対象を取り囲むように放射線検出器を配置する。

一方、非特許文献１(ＰＥＴによる粒子線がん治療の照射野イメージング)や、非特許文献２(多目的ＰＥＴ)において、一部の放射線検出器を取り除いた装置が開発されている。図１は、ドイツの重イオン研究所ＧＳＩで開発された対向ガンマカメラ型部分リングＰＥＴ装置の例である。図において、１０は視野領域、１２は同時計数線、１４は、該同時計数線１２を検出するための同時計数用放射線検出器（同時計数用検出器と称する）である。

又、ＰＥＴ装置とＭＲＩ装置を一体化して、ＰＥＴ画像とＭＲＩ画像を共に得るようにしたＰＥＴ／ＭＲＩ複合装置も開発されている（特許文献３参照）。更に、非特許文献２のように、既存のＭＲＩ装置に手を加えず、ＭＲＩ装置のボア（ＭＲＩボアと称する）に並べて使うＰＥＴ装置の開発も進んでいる。

既存のＭＲＩ装置のベッド及び高周波（ＲＦ）コイルを使用する際には、測定対象の上方には放射線検出器を並べる余裕がある一方、測定対象の下方には放射線検出器を並べるスペースが無い。又、既存のＭＲＩ装置において、ベッドとＲＦコイルの間に放射線検出器をリング状に並べようとしても、測定対象の中心位置がＭＲＩボア中心からずれてしまうため、ＭＲＩ撮像には好ましくない。

特開２００７−７１８５８号公報 特許第５３３９５６１号公報 特許第５７１３４６８号公報

P. Crespo、他、"On the detector arrangement for in-beam PET for hadron therapy monitoring, "Phys. Med Biol.，vol.51（2006）pp.2143-2163 大井淳一、他、"マルチモダリティ対応フレキシブルＰＥＴ装置の研究開発"島津評論 Vol.72, No.3・4,（2016.3）pp.65-71 Frank P DiFilippo,"Enhanced PET resolution by combining pinhole collimation and coincidence detection,"Phys. Med. Biol.，vol.60（2015）pp.7969-7984 E. Yoshida et al., Sensitivity booster for DOI-PET scanner by utilizing Compton scattering events between detector blocks, NIMA, Vol. 763, pp.502-509, 2014

仮にＭＲＩボア内にフルリングのＰＥＴを入れて使うとしても、図２にＣ型の部分リングＰＥＴ装置の比較例で示す如く、一部の同時計数用検出器（図２では視野領域１０とベッド２４の間）を取り除いた構造が望ましい。図において、２０はＭＲＩ装置、２２は、ＭＲＩ装置２０のボア（ＭＲＩボア）、２６はＲＦコイルである。

しかしながら、ＰＥＴ装置において一部の同時計数用放射線検出器を取り除くと、その欠損部分により投影角度が制限されてしまうため、完全画像再構成の条件が崩れて、ＰＥＴ画像に強い虚像（アーチファクト）が生じてしまうという問題点を有する。

一方、ＰＥＴ画像品質を高める技術としては、非特許文献３にピンホールコリメータと同時計数を組合せることによって、ＰＥＴ画像の分解能を向上することが提案されているが、本発明のように部分リングＰＥＴ装置の同時計数用放射線検出器の欠損による画質低下を補うものではなかった。

なお、非特許文献４には、ＰＥＴの検出器ブロックをまたいだコンプトンイベントを、時間情報とエネルギー情報に加え、位置情報も用いて、同時計数イベントとして扱うことで感度を向上させる手法が記載されているが、前記非特許文献３と同様に、同時計数用放射線検出器の欠損による画質低下を補うものではなかった。

本発明は、前記従来の問題点を解消するべくなされたもので、一部の同時計数用放射線検出器を取り除いた部分リングＰＥＴ装置において、投影角度の欠損を減らし、ＰＥＴ画像のアーチファクトを低減することを第１の課題とする。

又、本発明は、ＰＥＴ／ＭＲＩ複合装置に用いるのに好適な部分リングＰＥＴ装置を提供することを第２の課題とする。

又、本発明は、同時計数用放射線検出器と単一ガンマ線用放射線検出器を組み合わせたＰＥＴ装置を提供することを第３の課題とする。

本発明は、消滅放射線の同時計数線を検出するための、視野領域を囲んでリング状に配置されるべき同時計数用放射線検出器の一部が欠損している部分リングＰＥＴ装置において、前記消滅放射線の少なくとも一方を単一のガンマ線として検出する単一ガンマ線用放射線検出器を設け、前記同時計数用放射線検出器の欠損による画質低下を補うようにして、前記第１の課題を解決したものである。

ここで、前記単一ガンマ線用放射線検出器を、入射ガンマ線の入射方向を特定するためのコリメータを備えたコリメータ式放射線検出器とすることができる。

又、前記単一ガンマ線用放射線検出器を、入射ガンマ線をコンプトン散乱させる散乱検出器と、散乱線を光電吸収する吸収検出器とを備えたコンプトンカメラ式放射線検出器とすることができる。

又、前記同時計数用放射線検出器が、前記コンプトンカメラ式放射線検出器の吸収検出器を兼ねることができる。

又、前記同時計数用放射線検出器が、前記コンプトンカメラ式放射線検出器の散乱検出器を兼ねることができる。

又、前記同時計数用放射線検出器を全てコンプトンカメラ式放射線検出器とし、該コンプトンカメラ式放射線検出器の散乱検出器で測定されたエネルギーにより、コンプトン散乱を起こしたか吸収されたかの判別を行うことで、前記散乱検出器同士で同時計数線も検出可能とすることができる。

又、前記単一ガンマ線用放射線検出器を、検出器リングの前記同時計数用放射線検出器の欠損部分の視野領域をまたいだ反対側に設置することができる。

又、前記単一ガンマ線用放射線検出器の配設部分にも、該単一ガンマ線用放射線検出器を配設しない欠損部分を設けることができる。

本発明は、又、前記の部分リングＰＥＴ装置を、ＭＲＩ装置のボア内に配設可能として、前記第２の課題を解決したものである。

ここで、前記部分リングＰＥＴ装置がコンプトンカメラ式放射線検出器を含み、該コンプトンカメラ式放射線検出器の散乱検出器を、前記ＭＲＩ装置の高周波コイルの外側に配設可能とすることができる。

又、前記部分リングＰＥＴ装置がコンプトンカメラ式放射線検出器を含み、該コンプトンカメラ式放射線検出器の散乱検出器を電波シールドして、前記ＭＲＩ装置の高周波コイルの内側に配設可能とすることができる。

本発明は、又、視野領域を覆うように配置された複数の同時計数用放射線検出器および複数の単一ガンマ線用放射線検出器とが、消滅放射線を受信したときに出力する信号を合成して一つの画像を再構成するようにしたＰＥＴ装置により、前記第３の課題を解決したものである。

本発明によれば、部分リングＰＥＴ装置における同時計数用放射線検出器の欠損による画質低下を、単一ガンマ線用放射線検出器を設けて補うことで投影角度の欠損を減らし、ＰＥＴ画像のアーチファクトを低減することが可能となる。

又、部分リングＰＥＴ装置以外であっても、視野領域を覆うように配置された複数の同時計数用放射線検出器および複数の単一ガンマ線用放射線検出器とが、消滅放射線を受信したときに出力する信号を合成して一つの画像を再構成するようにすることもできる。

従来の対向ガンマカメラ型部分リングＰＥＴ装置の一例を示す断面図 ＭＲＩ装置に挿入して使うＣ型部分リングＰＥＴ装置の比較例を示す断面図 本発明の第１実施形態の全体構成を示す断面図 同じくコリメータ式単一ガンマ線用放射線検出器部分の拡大断面図 同じく画像再構成計算の手順を示すフローチャート 同じく作用を説明するための断面図 同じく効果を説明するためのサイノグラムを比較して示す図 同じく効果を説明するための再構成結果を比較して示す図 ピンホールコリメータ方式の部分リングＰＥＴ装置の設計例を示す断面図 本発明の第２実施形態の全体構成を示す断面図 同じくコンプトンカメラ式単一ガンマ線用放射線検出器部分の拡大断面図 同じく作用を説明するための断面図 本発明の第３実施形態の全体構成及び２つのシングル計数により測定されるイベントの分類を示す断面図 同じく同時計数イベントとして扱うことのできるコンプトンイベントを示す断面図 同じく処理手順を示すフローチャート 本発明の第４実施形態の全体構成を示す断面図 同じく第５実施形態の全体構成を示す断面図 同じく第６実施形態の全体構成を示す断面図 同じく第７実施形態の全体構成を示す断面図 同じく第８実施形態の全体構成を示す断面図 同じくシールドを示す断面図 本発明の第９実施形態の全体構成を示す断面図 同じく第１０実施形態の全体構成を示す断面図 同じく第１１実施形態の全体構成を示す断面図

以下、図面を参照して、本発明の実施の形態について詳細に説明する。なお、本発明は以下の実施形態及び実施例に記載した内容により限定されるものではない。又、以下に記載した実施形態及び実施例における構成要件には、当業者が容易に想定できるもの、実質的に同一のもの、いわゆる均等の範囲のものが含まれる。更に、以下に記載した実施形態及び実施例で開示した構成要素は適宜組み合わせてもよいし、適宜選択して用いてもよい。

本発明の第１実施形態は、図３に示す如く、消滅放射線の同時計数線１２を検出するための、視野領域１０を囲んでリング状に配置されるべき同時計数用検出器１４の一部（図３では下部１６）が欠損している部分リングＰＥＴ装置において、該欠損部分１６の視野領域１０をまたいだ反対側（図の上側）に、２本のガンマ線として発生する前記消滅放射線の一方のガンマ線３０を単一ガンマ線のように検出（「単一ガンマ線検出」と称する）するための、ピンホールコリメータ３４を備えたコリメータ式単一ガンマ線用放射線検出器（コリメータ式検出器と称する）３２を設けて、前記同時計数用検出器１４の欠損による画質低下を補うようにしたものである。

前記コリメータ式検出器３２は、図４に詳細に示す如く、所定入射角の単一ガンマ線３０のみを通過させるためのピンホールコリメータ３４と、該ピンホールコリメータ３４を通過した単一ガンマ線３０を検出するための放射線検出器３６と、で構成されている。

なお、ピンホールコリメータ３４は、単一ガンマ線３０の入射方向を特定できるものであれば、ピンホール式に限定されず、平行多孔コリメータや、マルチピンホールコリメータであってもよい。更に、ピンホールの形状も円形に限定されず、例えば四角い開口のロフトホールであっても良い。四角い開口の場合は、開口を複数並べた時にデッドスペースが少なく、且つ、放射線検出器３６の検出部の形状とも同じであるため効率が良い。

次に、計測データの処理方法について述べる。患者の体内の核種からは、ほぼ１８０°の角度をなして飛行する消滅放射線のペアが四方八方に放出される。検出器リングにおいて、図３中に示した位置・時間情報検出回路１００のいずれかによって得られた一対の消滅放射線のうちの片側の計測データであるシングルイベントデータＳＤは、それぞれ共通の同時計数回路１１０に送られて、同時計数ペアの情報であるリストモードデータＬＤに変換される。

このリストモードデータＬＤは、データ収集装置１２０にて記録媒体に保存される。

一方、コリメータ式検出器３２の出力も、位置・時間情報検出回路１０２を経てデータ収集装置１２０で記録媒体に保存される。

記録媒体に保存されたデータは、画像再構成装置１３０に送られて、画像再構成演算を行なった後、画像表示装置１４０にて再構成画像が表示される。

図５は、画像再構成装置１３０における画像再構成計算の手順を示したフローチャートである。 画像再構成装置１３０において、リストモードデータＬＤの中に格納されている検出器位置情報をもとに、ステップ１３２で同時計数測定の同時計数線やコリメータ式測定の投影線の幾何学的な情報を計算する。そして、ステップ１３４でシステムマトリクス要素を計算する。画像再構成におけるシステムマトリクスの利用方法としては、事前に計算・保持し、画像再構成計算において逐次読み込む方式と、画像再構成計算において、必要な毎に逐次計算する方法が可能である。

そして、システムマトリクスを用いてステップ１３６で画像再構成計算を行う。

第１実施形態による同時計数線１２と単一ガンマ線３０の検出状態を図６に示す。図の横方向の同時計数線１２だけでは、図のように楕円上の範囲Ａにしかガンマ線の発生場所を特定できないが、縦方向の線上に感度を持つ単一ガンマ線３０の情報を組み合わせることで、発生場所の横方向の特定範囲をＢまで狭め、空間分解能の方向依存性をなくすことができ、精度の良い画像を取得できるようになる。

同時計数用検出器１４のみをＣ型に配置した場合の従来のサイノグラムを図７（Ａ）に示す。上下方向の投影データが取得できないため、サイノグラム上では中央部分が角度方向に連続な大きな欠損領域となる。本発明の第１実施形態で、上部の検出器３２をピンホールコリメータ式単一ガンマ線用放射線検出器とした場合のサイノグラムを図７（Ｂ）に示す。図７（Ａ）で完全に欠損領域だった部分でも角度方向に粗いサンプリングができることがわかる。

図７（Ａ）（Ｂ）に示した検出器配置でシミュレーションを行った（部分リング直径４０ｃｍ、ファントム直径１１ｃｍ）結果を図８に示す。図８（Ａ）に示す真値に対して、図７（Ａ）に示した同時計数用検出器のみの従来の場合は、図８（Ｂ）に示す如く、円形のファントムが左下と右下に向かって大きく歪んだのに対し、図７（Ｂ）に示したピンホールコリメータ式単一ガンマ線用放射線検出器を併用した本発明の第１実施形態の場合には、図８（Ｃ）に示す如く、元の円が歪みの少ない状態で再構成されることが確認できた。

このように、本発明によれば、全周で同時計数線を検出する場合に比べれば劣るが、Ｃ型検出器リングでは得られなかった角度範囲データを補って、画質低下を補うことができる。

次に、装置を設計する際に考慮すべきパラメータを示す。コリメータ方式及びコンプトンカメラ方式の共通パラメータが、検出器素子サイズ、検出器ブロックサイズ、部分リングの径、検出器数であり、コリメータ方式特有のパラメータが、コリメータ形状、コリメータの穴のサイズ、穴から放射線検出器までの距離、同時計数用検出器とコリメータを付けた単一ガンマ線用放射線検出器の割合であり、後出コンプトンカメラ方式特有のパラメータが、散乱検出器の形状、散乱検出器配置の径（吸収検出器からの距離）、散乱検出器素子のピクセルサイズ及び厚さである。

第１実施形態のようなピンホールコリメータ方式の部分リングＰＥＴ装置においては、同時計数により同時計数線を検出（同時計数検出）した方が、ガンマ線をコリメータによって遮る場合よりも高い感度が得られるため、対向する検出器が存在する場合には、コリメータなしの同時計数検出を行う方が良い。そのため、図９に示すような円形の視野領域１０を設定した場合、上下方向で視野をカバーできている範囲は同時計数用検出器１４による同時計数検出を行い、それよりも上に位置する検出器３２でピンホール方式の単一ガンマ線検出を行うことが望ましい。

また、ピンホールコリメータ方式の単一ガンマ線検出では、ファンビーム投影データを得ることができるが、その際、放射線検出器３６とピンホールコリメータ３４により形成されるファン角度αの中に測定対象が入っていることが断層撮像法の原理上望ましい。一方で、空間分解能の観点からは、放射線検出器３６からピンホールコリメータ３４の先端の穴までの距離（コリメータ焦点距離）Ｆはなるべく離れていた方が望ましいため、ピンホールコリメータ３４の穴の位置から視野領域１０の円に伸ばした接線同士の角度をファン角度αとするのが良い。検出器幅をＷ、部分リングの直径をＤ、視野領域１０の直径をＤ’、とした場合のファン角度α、及びコリメータ焦点距離Ｆとの関係は、次式のように求められる。

なお、第１実施形態においては、ピンホールコリメータ３４により単一ガンマ線３０を絞っているので、感度が低いという課題がある。

そこで、本発明の第２実施形態では、図１０に示す如く、単一ガンマ線用放射線検出器として、散乱検出器４２と吸収検出器４４で構成されるコンプトンカメラ式単一ガンマ線用放射線検出器（以下コンプトンカメラと称する）４０を用いている。

このコンプトンカメラ４０では、図１０及び図１１に示す如く、入射した単一ガンマ線３０が散乱検出器４２でコンプトン散乱を起こし、かつその散乱線４３が吸収検出器４４で（光電）吸収されるイベント（コンプトンイベントと称する）を計数し、その相互作用位置とエネルギーを記録する。単一ガンマ線３０が散乱検出器４２でコンプトン散乱を起こした場合には、全エネルギーのうちの一部を散乱検出器４２に付与し、付与したエネルギーに応じた角度（散乱角）βで進行方向を変える。進行方向を変えたガンマ線（散乱線とも称する）４３が吸収検出器４４で吸収された場合、残ったエネルギーが吸収検出器４４に付与される。散乱角βは、付与されたエネルギーからクライン−仁科の式に従って決まるため、図１２に示す如く、散乱検出器４２と吸収検出器４４の２つの検出位置を結んだ直線を中心軸とし、散乱検出器４２での検出位置を頂点とする円錐４６の表面（円錐表面４６とも称する）上にガンマ線の発生位置を限定することができる。従って、十分なイベント数を集めれば、元の放射能分布を推定することが可能となる。

前記散乱検出器４２としては、コンプトン散乱を起こしやすい物質を含む放射線検出器を用いることができる。

コンプトンカメラ方式の場合では、同時計数検出を行うＰＥＴ検出器（同時計数用検出器１４）を吸収検出器４４とし、その前方に散乱検出器４２を配置することで、コンプトンカメラ４０の原理による測定を行えるようにすることができる。

即ち、同時計数用検出器１４は、一般的にエネルギー窓を４００−６００ｋｅＶに設定し、５１１ｋｅＶのガンマ線を効率良く検出するように設計されている。散乱検出器４２でコンプトン散乱を起こしたガンマ線は、５１１ｋｅＶ以下のエネルギーのガンマ線として同時計数用検出器１４に到達するため、同時計数用検出器１４においてエネルギー情報を保存するようにすれば、同時計数用検出器１４を、コンプトンカメラ４０の吸収検出器４４として用いることができる。

検出したエネルギー情報は、前述のように、コンプトンイベントの散乱角βを求めるために使う。また、物体内など散乱検出器４２以外で散乱し、エネルギーの低くなったガンマ線はノイズとなるため、検出されたエネルギーの合計が、発生したガンマ線のエネルギーと十分一致するかどうかで、真のコンプトンイベントかどうかの判定を行う。ＰＥＴの信号（同時計数イベント）として検出する場合には、エネルギーウィンドウを設け、５１１ｋｅＶのガンマ線のみを検出するために用いる。

ここで、同時計数イベントとは、消滅放射線（１回の陽電子対消滅によって発生する５１１ｋｅＶのガンマ線のペア）が同時に計測された事象を示す。また、コンプトンイベントとは、１本のガンマ線が散乱検出器４２でコンプトン散乱として計測され、同時に吸収検出器４４で光電吸収として計測された事象を示す。

コンプトンカメラ方式の場合、コリメータ方式とは異なり、ガンマ線を完全に遮蔽することを目的としておらず、すべての同時計数用検出器１４の前に散乱検出器４２を置いた場合でも、散乱検出器４２を透過するガンマ線が存在するため同時計数イベントを取得することができる。したがって、ＭＲＩの信号を効率よく透過させたり、患者や被験者の視野を確保したりする目的で欠損部を設ける場合を除いて、図１３に示す第３実施形態のように、なるべく多くの範囲を覆うことが望ましい。

入射したガンマ線が散乱検出器４２でコンプトン散乱を起こして計数され、吸収検出器４４で（光電）吸収により計数されたコンプトンイベントのガンマ線は、図１３に示す如く、検出されたエネルギーで頂角が決まる円錐表面４６上に位置を特定できる。散乱検出器４２を配置した場合でも、散乱検出器４２でコンプトン散乱を起こさず、透過するガンマ線や、吸収されるガンマ線が存在する。そのため、吸収検出器４４ですべてのエネルギーを落とすガンマ線同士で同時計数イベントを測定することができる。また、散乱検出器４２同士で吸収される場合や、散乱検出器４２と吸収検出器４４でそれぞれ吸収される場合もあり、両者とも同時計数イベントとして扱うことができる。

また、対となって生成されるガンマ線の片方がコンプトンイベントとして計数され、他方が吸収イベント（５１１ｋｅＶのエネルギーが一度に光電吸収される事象）として計数される場合もあり、その場合はコンプトン散乱を起こした散乱検出器と、吸収イベントの起こった検出器との同時計数イベントとして扱うことができる。さらに、両方ともがコンプトンイベントとして計数される場合もあり、その場合は散乱検出器での検出位置同士の同時計数イベントとして扱うことができる。コンプトンイベントの場合には円錐表面４６上にしかガンマ線の発生場所を特定できないが、同時計数イベントの場合には直線上に特定できるため、コンプトンイベントを同時計数イベントとして扱うことで、より高画質の再構成像を得ることが可能になる。コンプトンイベントを含む同時計数イベントを図１４に示す。

計数されたイベントは時間情報とエネルギー情報を用いて、コンプトンイベント、同時計数イベント、そしてノイズに識別することができる。その際の処理の流れを図１５に示す。

全ての計数はシングル計数イベントとして記録されるものとする。まず、時間窓を設定し（ステップ１００）、その中で検出された未処理のシングル計数イベントのペアを選択する（ステップ１１０、１２０）。時間窓は、測定系の時間分解能を考慮し、例えば２０ｎｓの範囲などに設定する。

シングル計数イベントのペアが散乱検出器同士、または吸収検出器同士で検出されたものである場合（ステップ１３０の左）には、それぞれのイベントで取得されたエネルギーが、両方とも元のガンマ線のエネルギーウィンドウ内ならば（ステップ１４０でＹｅｓ）、同時計数イベントとして抽出する（ステップ１５０）。ガンマ線のエネルギーウィンドウは消滅放射線の場合、５１１ｋｅＶのガンマ線対が発生するため、エネルギー分解能を考慮して４００ｋｅＶから６００ｋｅＶに設定するのが一般的である。

ガンマ線のエネルギーウィンドウに入らないイベント（ステップ１４０でＮｏ）は、生体内などで散乱を起こしたノイズ成分と考えられるため抽出しない。

時間窓内のシングル計数イベントのペアがそれぞれ散乱検出器と吸収検出器で計数されたものであった場合（ステップ１３０の右）、それぞれがガンマ線のエネルギーウィンドウに入っている場合（ステップ１６０でＹｅｓ）には、散乱検出器においても吸収が起こったとみなして同時計数イベントとして抽出する（ステップ１５０）。

散乱検出器と吸収検出器で取得された２つのエネルギーの合計がガンマ線のエネルギーウィンドウ内ならば（ステップ１７０でＹｅｓ）、コンプトン散乱を起こしたのちに吸収されたイベントであると識別し、さらに、散乱検出器のエネルギーを用いて、コンプトン散乱が起こった場所が散乱検出器側であるかどうかの判定を行う。散乱角度が大きいものは、吸収検出器で後方散乱を起こし、散乱検出器に跳ね返ってきて吸収された後方散乱イベントである確率が高く、散乱検出器に大きなエネルギーを落とすので、散乱角度制限のエネルギーウィンドウを設け（ステップ１８０）、一例として、散乱検出器で約１２０ｋｅＶ以上のエネルギーを落としたイベントは無視する（ステップ１８０でＮｏ）。また、極端に低いエネルギーを検出することは困難であるため、シングル計数イベントのエネルギーの検出下限値が例えば１０ｋｅＶの場合、散乱検出器と吸収検出器で合わせたエネルギーがガンマ線のエネルギーウィンドウ内（ステップ１７０でＹｅｓ）で、かつ散乱検出器でのエネルギーが１０ｋｅＶから１２０ｋｅＶであるもの（ステップ１８０でＹｅｓ）がコンプトンイベントとして識別される（ステップ１９０）。

そして、同一時間内に対となる計数イベントが存在しない場合（ステップ１９０でＮｏ）、単独のコンプトンイベントとして識別される（ステップ２００）。

一方、コンプトンイベントは、同一時間内に対となる計数イベント（吸収イベントまたはコンプトンイベント）が存在する場合（ステップ１９０でＹｅｓ）、同時計数イベントとして抽出できる（ステップ１５０）。具体的には、同一の時間窓で検出された３つめのシングル計数イベントがあり、そのエネルギーがガンマ線のエネルギーウィンドウ内ならば、同時計数イベントとして抽出する。更に、３つめと４つめのシングル計数イベントが散乱検出器と吸収検出器で行われた場合、合計エネルギーに対してのガンマ線のエネルギーウィンドウと、散乱検出器の散乱角度制限のエネルギーウィンドウにともに入っているならば、散乱検出器同士の同時計数イベントとして抽出する。

抽出したシングル計数イベントは省き、時間窓の中で未処理のシングル計数イベントのペアが無くなるまで（ステップ１１０でＮｏ）繰り返して、次の時間窓へ移る（ステップ２１０）。

なお、前記同時計数線１２の計測においては、飛行時間（Ｔｉｍｅ−Ｏｆ−Ｆｌｉｇｈｔ）計測を可能として、消滅放射線の発生位置を同時計数線１２上の所定範囲に限定することが望ましい。

核種は、陽電子放出とほぼ同時に一定の割合で単一ガンマ線を放出する３ガンマ核種（^４４Ｓｃなど）も対象になる。この場合、単一ガンマ線を計測する放射線検出器が測定対象とする放射線は、消滅放射線でなく単一ガンマ線となる（消滅放射線と単一ガンマ線の両方を計測してもよい）。

従って、消滅放射線の同時計数により、核種位置を線分上（又は線分上の所定範囲…飛行時間計測の場合）に特定し、単一ガンマ線の測定（コリメータ式又はコンプトンカメラ式）により、線分上の位置を特定できる。

あるいは、消滅放射線の一方のガンマ線を単一ガンマ線用放射線検出器（コリメータ式又はコンプトンカメラ式）による計測で線分又は円錐表面上に核種位置を特定した後、単一ガンマ線の別の単一ガンマ線用放射線検出器（コリメータ式又はコンプトンカメラ式）による測定により、線分もしくは円錐表面上の位置を特定することができる。

なお、前記実施形態においては、いずれも、消滅放射線の一方のガンマ線を計測する単一ガンマ線用放射線検出器３２、４０が検出器リングの同時計数用検出器１４の欠損部分１６の視野領域１０をまたいだ反対側に設置されていたが、図１６に示す第４実施形態のように、該単一ガンマ線用放射線検出器（この第４実施形態ではコリメータ式検出器３２）を設置しない欠損部分３８を設けることもできる。

この場合には、検査対象である患者の視野を広く保つことができるため、閉所恐怖症の患者にも対応できるようになる。又、検査対象へのアクセスを容易とすることができる。更に、後述のようにＭＲＩ装置を組合せた場合は、ＭＲＩの信号が通りやすくなり、ＭＲＩ画像の画質低下をより抑える効果が期待できる。

本発明の第５実施形態を図１７に示す。本実施形態は、コンプトンカメラ４０の配設部分に、該コンプトンカメラ４０を配設しない欠損部分４８を設けたものである。他の点については第４実施形態と同様であるので説明を省略する。

なお、前記第１乃至第５実施形態では、ＰＥＴ装置が単体で説明されていたが、本発明の部分リングＰＥＴ装置は、特に、ＰＥＴ測定とＭＲＩ測定が同時にできるようにＭＲＩ装置のボア内に設置した場合に有効である。これにより、市販のＭＲＩ装置に手を加えず、ＰＥＴ装置を加えることが可能となる。

ＰＥＴ／ＭＲＩ複合装置に適用した本発明の第６実施形態を図１８に示す。本実施形態は、図３に示した第１実施形態をＭＲＩ装置２０のＭＲＩボア２２内に組み込んだものである。

なお、コリメータ式検出器でなく、コンプトンカメラ４０と組合せる場合には、ＲＦ干渉を避けるために、図１９に示す第７実施形態の如く、散乱検出器４２をＲＦコイル２６の外側に設置することが望ましい。

一方、コンプトンカメラ４０の位置分解能を確保するためには、散乱検出器４２と吸収検出器４４の距離をできるだけ離すことが望ましい。

そのために、散乱検出器４２をＲＦコイル２６の内側に設置した第８実施形態を図２０に示す。

本実施形態においては、図２１に示す如く、散乱検出器４２の周囲を銅箔、カーボンファイバーシートなどのシールド５０で被うことによって、ＲＦコイル２６との干渉を防いでいる。

本実施形態の場合は、シールド５０によりＲＦ干渉を避けつつ、コンプトンカメラ４０の散乱検出器４２と吸収検出器４４の距離を離すことができるので、コンプトンカメラ４０の位置分解能が向上する。

なお、既に説明したように、コンプトンカメラ４０の散乱検出器４２は、一部のガンマ線を散乱させるが、大部分のガンマ線は透過するため、同時計数線１２の検出精度の低下は最小限である。又、散乱検出器４２同士で同時計数判定を行うことも可能であり、コンプトン散乱を起こしたか、吸収されたかの判別を、散乱検出器４２で測定されたエネルギーにより識別可能である。そこで、本発明の第９実施形態では、図２２に示す如く、コンプトンカメラ４０の散乱検出器４２が、ＲＦコイル２６の外側でベッド２４以外の広い範囲を覆うようにしている。

又、図２３に示す第１０実施形態では、コンプトンカメラ４０の散乱検出器４２が、ＲＦコイル２６の内側でベッド２４以外の広い範囲を覆うようにしている。

なお、ＰＥＴの検出器である同時計数用検出器１４では、入射したガンマ線の一部はコンプトン散乱を起こし、散乱線が検出器リングの外側へ飛んでいく。そこで、図２４に示す第１１実施形態のように、同時計数用検出器（兼散乱検出器）１４の外側にコンプトンカメラ式放射線検出器の吸収検出器４４を配置し、前記同時計数用検出器１４でコンプトン散乱した散乱線を検出することで、コンプトンイベントを検出するようにすることもできる。

なお、前記実施形態においては、いずれも同時計数用検出器が左右に設けられ、単一ガンマ線用放射線検出器が上部に設けられていたが、同時計数用検出器及び単一ガンマ線用放射線検出器の配置はこれに限定されない。

又、前記実施形態においては、いずれもＰＥＴ装置が、同時計数用検出器の一部が欠損した部分リングＰＥＴ装置とされていたが、本発明の適用対象はこれに限定されず、視野領域を覆うように配置された複数の同時計数用放射線検出器と複数の単一ガンマ線用放射線検出器を備えた、部分リングＰＥＴ装置以外のＰＥＴ装置に適用することも可能である。

１０…視野領域
１２…同時計数線（ＬＯＲ）
１４…同時計数用（放射線）検出器
１６、３８、４８…欠損部分
２０…ＭＲＩ装置
２２…ＭＲＩボア
２４…ベッド
２６…ＲＦコイル
３０…単一ガンマ線
３２…コリメータ式（単一ガンマ線用放射線）検出器
３４…ピンホールコリメータ
３６…放射線検出器
４０…コンプトンカメラ（式単一ガンマ線用放射線検出器）
４２…散乱検出器
４３…散乱線（ガンマ線）
４４…吸収検出器
４６…円錐表面（コンプトンカメラへの入射方向）
５０…シールド
１００、１０２…位置・時間情報検出回路
１１０…同時計数回路
１２０…データ収集装置
１３０…画像再構成装置
１４０…画像表示装置

Claims (12)

1. 消滅放射線の同時計数線を検出するための、視野領域を囲んでリング状に配置されるべき同時計数用放射線検出器の一部が欠損している部分リングＰＥＴ装置において、
   前記消滅放射線の少なくとも一方を単一のガンマ線として検出する単一ガンマ線用放射線検出器を設けて、前記同時計数用放射線検出器の欠損による画質低下を補うようにされていることを特徴とする部分リングＰＥＴ装置。
2. 前記単一ガンマ線用放射線検出器が、入射ガンマ線の入射方向を特定するためのコリメータを備えたコリメータ式放射線検出器であることを特徴とする請求項１に記載の部分リングＰＥＴ装置。
3. 前記単一ガンマ線用放射線検出器が、入射ガンマ線をコンプトン散乱させる散乱検出器と、散乱線を光電吸収する吸収検出器とを備えたコンプトンカメラ式放射線検出器であることを特徴とする請求項１に記載の部分リングＰＥＴ装置。
4. 前記同時計数用放射線検出器が、前記コンプトンカメラ式放射線検出器の吸収検出器を兼ねていることを特徴とする請求項３に記載の部分リングＰＥＴ装置。
5. 前記同時計数用放射線検出器が、前記コンプトンカメラ式放射線検出器の散乱検出器を兼ねていることを特徴とする請求項３に記載の部分リングＰＥＴ装置。
6. 前記同時計数用放射線検出器が全てコンプトンカメラ式放射線検出器とされ、該コンプトンカメラ式放射線検出器の散乱検出器で測定されたエネルギーにより、コンプトン散乱を起こしたか吸収されたかの判別を行うことで、前記散乱検出器同士で同時計数線も検出可能とされていることを特徴とする請求項３に記載の部分リングＰＥＴ装置。
7. 前記単一ガンマ線用放射線検出器が、検出器リングの前記同時計数用放射線検出器の欠損部分の視野領域をまたいだ反対側に設置されていることを特徴とする請求項１乃至６のいずれかに記載の部分リングＰＥＴ装置。
8. 前記単一ガンマ線用放射線検出器の配設部分にも、該単一ガンマ線用放射線検出器を配設しない欠損部分が設けられていることを特徴とする請求項７に記載の部分リングＰＥＴ装置。
9. 請求項１乃至８のいずれかに記載の部分リングＰＥＴ装置が、ＭＲＩ装置のボア内に配設可能とされていることを特徴とするＰＥＴ／ＭＲＩ複合装置用の部分リングＰＥＴ装置。
10. 前記部分リングＰＥＴ装置がコンプトンカメラ式放射線検出器を含み、該コンプトンカメラ式放射線検出器の散乱検出器が、前記ＭＲＩ装置の高周波コイルの外側に配設可能とされていることを特徴とする請求項９に記載のＰＥＴ／ＭＲＩ複合装置用の部分リングＰＥＴ装置。
11. 前記部分リングＰＥＴ装置がコンプトンカメラ式放射線検出器を含み、該コンプトンカメラ式放射線検出器の散乱検出器が電波シールドされて、前記ＭＲＩ装置の高周波コイルの内側に配設可能とされていることを特徴とする請求項９に記載のＰＥＴ／ＭＲＩ複合装置用の部分リングＰＥＴ装置。
12. 視野領域を覆うように配置された複数の同時計数用放射線検出器および複数の単一ガンマ線用放射線検出器とが、消滅放射線を受信したときに出力する信号を合成して一つの画像を再構成するようにしたことを特徴とするＰＥＴ装置。