JP4003978B2

JP4003978B2 - 陽電子放出断層撮影装置および陽電子放出断層撮影装置におけるエミッションデータの減弱補正の制御方法

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Publication number: JP4003978B2
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Inventors: 裕一森本; 博司北口; 啓司小橋; 和喜松崎
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Publication date: 2007-11-07
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Description

本発明は、陽電子放出断層撮影装置および陽電子放出断層撮影装置におけるエミッションデータの減弱補正の制御方法、特に、エミッションデータ(Emission data)とトランスミッションデータ(Transmission data)とを収集し、エミッションデータに対し、トランスミッションデータを用いて、被検体によるガンマ線の減弱の補正を行う陽電子放出断層撮影装置および陽電子放出断層撮影装置におけるエミッションデータの減弱補正の制御方法に関するものである。

ＰＥＴ（Positron Emission Tomography; 陽電子放出断層撮影）検査は、陽電子放出核種（^１５Ｏ、^１３Ｎ、^１１Ｃ、^１８Ｆなど）で標識した薬剤（放射性薬剤）を被検体に投与し、その放射性薬剤の被検体内での集散状態を撮像することにより、患部を観察するものである。例えば、糖を陽電子放出核種で標識した放射性薬剤を用いれば、癌細胞は糖代謝が激しいため、この放射性薬剤も癌細胞に集まる。したがって、この放射性薬剤の被検体内での分布を計測することにより、癌病巣の状態を定量的に観察できる。

この放射性薬剤を標識する役割を果たしている陽電子放出核種は、壊変に伴って陽電子を放出する（ポジトロンエミッション）。放出された陽電子はすぐに付近の電子との相互作用により対消滅し、その結果、それぞれ５１１ｋｅＶのエネルギーを有する一対のガンマ線（消滅ガンマ線）が、対消滅が生じた位置から互いに反対方向へ放射される。

したがって、２つの放射線検出器が、被検体内から放射され約５１１ｋｅＶのエネルギーを有する２個のガンマ線をほぼ同時に捕捉することにより、１対の消滅ガンマ線の飛跡を特定できる。ＰＥＴ検査では、同様に、多数の消滅ガンマ線対の飛跡のデータ（エミッションデータ）を収集し、これらの飛跡のデータを用いて、フィルタ逆投影法(Filtered Back Projection Method)などの方法により画像再構成を行って、被検体へ投与した放射性薬剤の集散状態（例えば、癌病巣の状態）を定量的に示すポジトロンエミッション断層像を生成している。

しかしながら、被検体内の線減弱係数はその部位によって異なり、放射性薬剤から放射されるガンマ線は、不均等に吸収や散乱の影響を受けて減弱する。このため、ＰＥＴ検査により定量性が良好で高精度の画像を得るには、被検体内でのガンマ線の減弱状態に応じて、エミッションデータを適切に補正する必要がある。そのために、既知の強度のガンマ線源（外部線源）を用いて透過断層撮影（transmission computed tomography; TCT）を行い、被検体を透過するガンマ線を計測してトランスミッションデータを収集し、被検体によるガンマ線の減弱の影響を定量的に評価することが考えられた。

当初、被検体へ放射性薬剤を投与する前にトランスミッションデータを収集し、その後被検体へ放射性薬剤を投与して検査部位へ充分取り込まれてからエミッションデータを収集する方法が考えられた。

この方法では、トランスミッションデータ収集時とエミッションデータ収集時とで被検体の位置や姿勢が変化してしまい、トランスミッションデータとエミッションデータとの対応に正確性が欠けるため、ガンマ線の減弱補正が適切に行われず、生成された診断画像における定量性が確保できない問題点があった。また、被検体を長く寝台に拘束するため、被検体に対する快適性（amenity）に劣り、また、検査スループットの向上が難しいという問題点があった。

そこで、エミッションデータを収集するための検出器とトランスミッションデータを収集するための検出器とを別位置に置いてスライスセプタで仕切り、強い放射線強度の外部線源を用いることにより、高計数率で短時間にトランスミッションデータを収集する陽電子放出断層撮影装置が提案されている（例えば、特許文献１参照）。

また、被検体に投与される放射性同位元素から放射されるガンマ線のエネルギーに非常に近いエネルギーのガンマ線の面線源を用いて、ＳＰＥＣＴ撮影と同時進行で吸収補正データの収集を行う核医学診断装置が提案されている（例えば、特許文献２参照）。

また、ゲルマニウム６８（^６８Ｇｅ）の点線源を用いてトランスミッション走査を行う第１の従来の方法が報告されている（例えば、非特許文献１参照。）。ゲルマニウム６８は、内部電子捕獲過程を経てガリウム６８に壊変する核種であり（半減期は２８８日）、ガリウム６８は、壊変の８９％が陽電子放出を伴う核種である（半減期は６８分）。このため、この点線源は、陽電子放出に起因する５１１ｋｅＶのエネルギーを有するガンマ線を放射する。

また、セシウム１３７（^１３７Ｃｓ）の点線源を用いてトランスミッションデータを収集する第２の従来の方法が報告されている（例えば、非特許文献２参照。）。セシウム１３７は、ベータ壊変に伴い（半減期は３０年）、６６２ｋｅＶのエネルギーを有するガンマ線を放射する。

特開２００１−１９４４５９号公報（段落００１５、図１）特開平９−３１８７５１号公報（段落００２７，００３４）アイトリプルイー・トランザクション・オン・ニュークリア・サイエンス、第３６巻第１号、１０１１頁〜１０１６頁「陽電子放出断層撮影におけるトランスミッションおよびエミッションの同時走査」（IEEE Transactions on Nuclear Science Volume 36, Issue 1 (1989) pp. 1011-1016 "Simultaneous transmission and emission scans in positron emission tomography"）アイトリプルイー・ニュークリア・サイエンス・シンポジウム、１９９７年第２巻１３６６頁〜１３７０頁「ＥＣＡＴＡＲＴのための単光子トランスミッション計測の設計および性能」（IEEE Nuclear Science Symposium, 1997 Volume 2, pp. 1366-1370 "Design and performance of a single photon transmission measurement for the ECAT ART"）

しかし、従来の陽電子放出断層撮影装置では、結局のところ、トランスミッションデータの収集とエミッションデータの収集とを別の走査で行っている。このため、トランスミッションデータ収集時とエミッションデータ収集時とで被検体の位置や姿勢が変化してしまい、トランスミッションデータとエミッションデータとの対応に正確性が欠けるため、ガンマ線の減弱補正が適切に行えず、生成された診断画像の定量性が確保できない問題点があった。

また、従来の核医学診断装置では、被検体に投与される放射性同位元素から放射されるガンマ線のエネルギーと、面線源から放射されるガンマ線のエネルギーとが非常に近いため、吸収補正データと放射性同位元素から放射されるガンマ線のデータとが相互混入し、生成された画像の定量性や画質に改良の余地を残していた。

また、前記第１の従来の方法では、点線源および放射性薬剤のいずれもが、陽電子放出に起因する５１１ｋｅＶのエネルギーを有するガンマ線を放射する。このため、トランスミッションデータとエミッションデータとが相互に混入し、生成された画像の画質や定量性が劣化する問題点があり、また、同時計数したか否かで、ガンマ線源を区別しているため、点線源の強度を高くできず、撮像に時間がかかる問題点があった。

また、前記第２の従来の方法では、放射線検出器のエネルギー分解能の限界により、セシウム１３７由来のガンマ線（６６２ｋｅＶ）のスペクトルの全吸収ピーク（光電ピーク）の裾部と、ＰＥＴ薬剤由来のガンマ線（５１１ｋｅＶ）のスペクトルの全吸収ピークの裾部とが重なり合ってしまう。このため、エミッションデータにトランスミッションデータが混入して、得られる画像の定量性や画質に改良の余地を残していた。

そこで、本発明は、トランスミッションデータがエミッションデータへ混入することを抑止することにより、定量性が良好で高画質の診断画像を短時間に撮像可能な陽電子放出断層撮影装置および陽電子放出断層撮影装置におけるエミッションデータの減弱補正の制御方法を提供することを目的とする。

前記課題を解決するため、本発明による陽電子放出断層撮影装置は、被検体内の陽電子放出核種に起因して生成される消滅ガンマ線を計測しエミッションデータを収集するエミッションデータ収集手段と、前記被検体を減弱補正用線源で照射して透過ガンマ線を計測しトランスミッションデータを収集するトランスミッションデータ収集手段と、前記エミッションデータに対し前記トランスミッションデータを用いて前記被検体による前記消滅ガンマ線の減弱を補正する減弱補正手段と、を具備した陽電子放出断層撮影装置であって、前記減弱補正用線源は、前記消滅ガンマ線に係るコンプトン端のエネルギー以下のエネルギーを有する照射ガンマ線を放射するものであり、前記トランスミッションデータ収集手段は、前記照射ガンマ線の全吸収ピークを含んで設定した第１のエネルギー窓内のカウント値を取得する第１のカウント値取得手段と、前記第１のエネルギー窓より低いエネルギー領域に当該第１のエネルギー窓から離隔して設定した第２のエネルギー窓内のカウント値を取得する第２のカウント値取得手段と、前記第１のエネルギー窓より高いエネルギー領域に当該第１のエネルギー窓から離隔して設定した第３のエネルギー窓内のカウント値を取得する第３のカウント値取得手段と、前記第２のエネルギー窓内および前記第３のエネルギー窓内のカウント値を基に、前記第１のエネルギー窓内のバックグラウンド分を推算するバックグラウンド推算手段と、前記第１のエネルギー窓内のカウント値から、前記バックグラウンド分を補正することにより、前記トランスミッションデータを補正するトランスミッションデータ演算手段と、を具備した、ことを特徴とする。

また、前記課題を解決するため、本発明による陽電子放出断層撮影装置におけるエミッションデータの減弱補正の制御方法は、陽電子放出断層撮影装置の制御手段が、計測空間部内の陽電子放出核種に起因する消滅ガンマ線を計測したエミッションデータと、前記計測空間部内を減弱補正用線源で照射して透過ガンマ線を計測したトランスミッションデータとを用いて前記計測空間部における前記消滅ガンマ線の減弱を補正するエミッションデータの減弱補正の制御方法であって、前記減弱補正用線源は、前記消滅ガンマ線に係るコンプトン端のエネルギー以下のエネルギーを有する照射ガンマ線を放射するものであり、前記制御手段が、前記照射ガンマ線の全吸収ピークを含んで設定した第１のエネルギー窓内のカウント値を取得する第１のカウント値取得プロセスと、前記制御手段が、前記第１のエネルギー窓より低いエネルギー領域に当該第１のエネルギー窓から離隔して設定した第２のエネルギー窓内のカウント値を取得する第２のカウント値取得プロセスと、前記制御手段が、前記第１のエネルギー窓より高いエネルギー領域に当該第１のエネルギー窓から離隔して設定した第３のエネルギー窓内のカウント値を取得する第３のカウント値取得プロセスと、前記制御手段が、前記第２のエネルギー窓内および前記第３のエネルギー窓内のカウント値を基に、前記第１のエネルギー窓内のバックグラウンド分を推算するバックグラウンド推算プロセスと、前記制御手段が、前記第１のエネルギー窓内のカウント値から、前記バックグラウンド分を補正することにより、前記トランスミッションデータを補正するトランスミッションデータ演算プロセスと、を含む、ことを特徴とする。

本発明の陽電子放出断層撮影装置および陽電子放出断層撮影装置におけるエミッションデータの減弱補正の制御方法によれば、陽電子放出核種に起因して発生する消滅ガンマ線の全吸収ピークに対して、減弱補正用線源が放射する照射ガンマ線の全吸収ピークを充分に離間することができるため、エミッションデータへトランスミッションデータが混入することを抑制でき、得られる診断画像の定量性および画質を向上させることができる。

次に、本発明による実施形態について、図面を参照し詳細に説明する。
（第１実施形態）
図１に示すように、第１実施形態の陽電子放出断層撮影装置１は、陽電子放出核種で標識した放射性薬剤を投与した被検体１７からエミッションデータおよびトランスミッションデータを同時的に収集して、被検体１７によるガンマ線の減弱を補正した被検体１７の断層像を生成するためのものであり、ガントリ２と、信号処理装置７と、同時計数装置９と、断層像作成装置１０と、被検体保持装置１４とを具備している。

ガントリ２は、被検体１７を載置したままベッド１６を挿通可能な孔部（計測空間部）６を有し、孔部６を取り囲むように配列された多数の放射線検出器４と、放射線検出器４を支持する放射線検出器支持板５と、減弱補正用線源２１と、これらを収納しているケーシング３とを具備している。

信号処理装置７は、各々の放射線検出器４に別々に接続されたチャージアンプ（図示せず）、複数のタイミング信号発生装置（図示せず）および複数の波高弁別装置（ピークホールド装置）８と、線源位置検出装置２２と、線源位置情報処理装置２３とを具備している。アナログＡＳＩＣ（Application Specific Integrated Circuit）（図示せず）およびディジタルＡＳＩＣ（図示せず）が、信号処理装置７に設けられている。アナログＡＳＩＣは、タイミング信号発生装置および波高弁別装置８を有する。ディジタルＡＳＩＣは、タイミング信号発生装置に接続された検出時刻決定装置（図示せず）、およびガンマ線を検出した放射線検出器４を認識する検出器認識装置（図示せず）を有する。検出器認識装置は、検出時刻決定装置、およびＡ／Ｄ（Analog to Digital）変換器を介して波高弁別装置８に接続される。検出時刻決定装置は、放射線検出器４ごとに設けられる。

断層像作成装置１０は、コンピュータ１１と、記憶装置１２と、表示装置１８とを具備している。

記憶装置１２は、トランスミッションデータを記憶するための記憶領域であるトランスミッションデータ記憶部３１と、エミッションデータを記憶するための記憶領域であるエミッションデータ記憶部３２とを具備している。

トランスミッションデータ記憶部３１は、減弱補正用線源２１の位置と放射線検出器４の位置との組み合わせごとに３つのエネルギー窓を設けて計数したカウント値を記憶する。図５（ｃ）を参照して後記するように、３つのエネルギー窓は、ガドリニウム１５３から放出されるガンマ線のエネルギーより小さな値に対応する第１のエネルギー窓Ｗ１と、ガドリニウム１５３から放出されるガンマ線の全吸収ピークに対応する第２のエネルギー窓Ｗ２と、ガドリニウム１５３から放出されるガンマ線のエネルギーより大きな値に対応する第３のエネルギー窓Ｗ３とからなる。

エミッションデータ記憶部３２は５１１ｋｅＶのエネルギーを有する消滅ガンマ線の全吸収ピークに対応する１つのエネルギー窓を設けて計数したカウント値を記憶する。

被検体保持装置１４は、人や動物などの被検体１７を載置するためのベッド１６と、ベッド１６を長手方向（体軸方向；図の左右方向）に移動可能に支持する支持装置１５とを具備している。被検体保持装置１４は、支持装置１５がベッド１６を移動することにより、被検体１７をガントリ２の孔部６において挿脱可能な向きに設置する。

図２を参照し、ガントリ２の下半分の構造を詳細に説明する。放射線検出器支持板５は、半円状の板材に孔部６の約半分の大きさの孔（凹み）を円弧の中心に穿設した部材である。ガントリ２の下半分では、ケーシング３の内面に、孔部６の中心軸に沿って、放射線検出器支持板５の孔の中心と孔部６の中心軸とが合致するように、複数枚の放射線検出器支持板５が所定の間隔で平行に配列される。

図示しないが、同様に、ガントリ２の上半分では、ケーシング３の内面に孔部６の中心軸に沿って、放射線検出器支持板５の孔の中心と孔部６の中心軸とが合致するように、複数枚の放射線検出器支持板５が所定の間隔で平行に配列される。したがって、ガントリ２を組み立てた状態では、下側の放射線検出器支持板５と、上側の放射線検出器支持板５とが接することにより、２枚の放射線検出器支持板５が同一平面上で円環状をなす。なお、放射線検出器支持板５は、円環状に形成しておいてもよい。

そして、多数の放射線検出器４が、円環状をなす放射線検出器支持板５の両側面に取り付けられている。具体的には、最内周の放射線検出器４は、孔部６の中心軸周りに、環状に配置される。その外側へ、孔部６の中心軸から放射線検出器支持板５の配列面に沿って放射状に、かつ、最内周の放射線検出器４を囲む円環状に、さらなる放射線検出器４が配置される。そして、この円環状に配列された放射線検出器４の外周に、同様にさらなる放射線検出器４が配置される。

放射線検出器４は、検出素子によってガンマ線を捕捉し、そのエネルギーを検出する機能を有するものであり、具体的には、半導体放射線検出器またはシンチレーション検出器を用いる。放射線検出器４は、高感度であること、エネルギー分解能が高いこと、時間分解能が高いこと、室温環境で安定に動作すること、安価であることの各要件を満たしていることが望ましい。

半導体放射線検出器は、所定形状（例えば、５ｍｍの立方体状）のテルル化カドミウム（ＣｄＴｅ）またはテルル化カドミウム亜鉛（ＣＺＴ）など、ガンマ線に感受性のある半導体を検出素子として含み、この検出素子に高電圧を印加しておき、捕らえたガンマ線のエネルギーに応じた電気信号を取り出すものである。テルル化カドミウムおよびテルル化カドミウム亜鉛は、半導体放射線検出器の検出素子として使用しうる他の多くの素子と異なり、室温環境下でも安定に動作する。このため、冷却素子が不要であり、装置を簡略化することができる。

シンチレーション検出器は、ビスマスゲルマニウムオキサイド（BGO; Bismuth Germananium Oxide）やケイ酸ガドリニウム（GSO; Gadolinium Oxyorthosilicate）の結晶などからなるシンチレータの後部に、光電子増倍管を配置した構造を有する。シンチレーション検出器は、シンチレータにガンマ線が吸収されると、このガンマ線のエネルギーに応じた波長の可視域近傍の蛍光が放射され、この蛍光を光電子増倍管で検出することにより、ガンマ線のエネルギーを検出するものである。

シンチレーション検出器は、シンチレータおよび光電子増倍管からなるため、積層配置にはスペースを要する。しかし、半導体放射線検出器は、検出部にこのような付加素子が不要であるため、積層配置に適し、高集積化も容易である。さらに、シンチレーション検出器と比較すると、半導体放射線検出器のほうがエネルギー分解能に優れているため、ガンマ線のエネルギーを検出することによりガンマ線源の種類を判別するのにより適している。したがって、放射線検出器４は、半導体放射線検出器を用いることが好ましい。

タイミング信号発生装置は、放射線検出器４によってガンマ線が捕捉され、電気信号が出力されたとき、その電気信号を基に、捕捉されたタイミングを示すためのタイミング信号を出力する。波高弁別装置８は、検出されたガンマ線のエネルギーを示す波高値データを出力する。検出時刻決定装置は、タイミング信号を入力してガンマ線を検出した時刻を決定し、この時刻情報を検出器認識装置に出力する。検出器認識装置は、時刻情報を出力した検出時刻決定装置に基づいてガンマ線を検出した放射線検出器４を認識し、認識した放射線検出器４の識別子（検出器ＩＤ）を、その時刻情報に付与する。検出器認識装置は、時刻情報、検出器ＩＤおよび波高値データを統合する情報統合手段でもある。

なお、減弱補正用線源２１は、ガントリ２の孔部６の外周領域であって環状に配置された放射線検出器４の内側に、回転可能かつ軸方向（体軸方向）に移動可能に実装される。

図３に示すように、放射線検出器４へ単色（単一エネルギー）のガンマ線が入射すると、そのパルス高スペクトルの典型的なプロファイルは、入射ガンマ線のエネルギーを示す鋭い全吸収ピーク５１と、全吸収ピーク５１より低いエネルギーにおいて立ち上がるコンプトン端５２と、コンプトン端５２から低エネルギー方向へほぼ平坦に伸びるコンプトンプラトー（Compton plateau）５３とを呈示する。陽電子・電子対の対消滅に起因する消滅ガンマ線の場合、全吸収ピーク５１のエネルギーは５１１ｋｅＶであり、コンプトン端５２のエネルギーは３４０ｋｅＶである。

なお、図３に示すグラフは一例であって、同一のガンマ線源を計測しても、放射線検出器４の種類によって、異なるプロファイルが呈示される。例えば、放射線検出器４のエネルギー分解能が高いほど、全吸収ピーク５１の形状は鋭くなり、コンプトン端５２の形状は急峻になる。

コンプトン端５２の値は、ガンマ線が放射線検出器４へ入射し、検出素子を構成する物質とコンプトン散乱を起こしたときの反跳電子の最大エネルギーに対応する。この反跳電子が全エネルギーを検出素子内で解放してゆくことにより、解放されたエネルギーが放射線検出器４により計数され、コンプトンプラトー５３を呈示する。

コンプトン端５２のエネルギーＥcomは、入射ガンマ線のエネルギーをＥ、電子の静止質量をｍ、光速をｃとすると、次式により与えられる。
Ｅcom ＝２Ｅ^２／（ｍｃ^２＋２Ｅ） …（１）

したがって、減弱補正用線源２１が放射するガンマ線のエネルギーを消滅ガンマ線のコンプトン端５２のエネルギー以下とし、コンプトン端５２を超えるエネルギーを示すガンマ線の検出信号を取り出せば、トランスミッションデータが混入していないエミッションデータを得ることができる。具体的には、３０ｋｅＶ以上３４０ｋｅＶ以下のエネルギーのガンマ線を放出する減弱補正用線源を用いることが望ましい。３０ｋｅＶ未満のガンマ線は、人体でほとんど吸収または散乱されるため、そのようなガンマ線を放出する減弱補正用線源２１は使用できない。

図４に示すように、減弱補正用線源２１は、ガンマ線を伴って壊変する放射性同位元素を含む放射性物質４１と、ガンマ線の照射方向を制御するための遮蔽容器４２およびコリメータ４３とからなり、前記した回転機構（図示せず）に実装される。放射性物質４１に含まれる放射性同位元素は単光子放出核種であるため、コリメータ４３の開口部（ガンマ線の照射方向）は被検体１７が挿入される孔部６の中心に向け、放射線検出器４側（中心から外側）に遮蔽容器４２が来るよう実装する。減弱補正用線源２１の軸方向位置および回転方向位置は線源位置検出装置２２（図１参照）により検出される。

放射性物質４１は、ガドリニウム１５３（^１５３Ｇｄ）を含む。ガドリニウム１５３は、内部電子捕獲を伴う壊変により（半減期は２４２日）、エネルギーが１０３ｋｅＶと９７ｋｅＶのガンマ線を放出する放射性同位元素である。

そのほか、放射性物質４１に含有させる放射性同位元素として、主に放射するガンマ線のエネルギーが消滅ガンマ線のコンプトン端のエネルギー以下である核種、具体的には、３４０ｋｅＶ以下である核種のいずれかを用いることができる。このような放射性同位元素の一例には、コバルト５７（^５７Ｃｏ）、テクネチウム９９ｍ（^９９ｍＴｃ）、テルル１２３ｍ（^１２３ｍＴｅ）、セリウム１３９（^１３９Ｃｅ）、ガドリニウム１５３（^１５３Ｇｄ）、アメリシウム２４１（^２４１Ａｍ）などがある。以下に、その核種ごとに、放射する主なガンマ線のエネルギーおよび半減期を示す。

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核種放射する主な半減期
ガンマ線のエネルギー
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コバルト５７１２２ｋｅＶ２７１日
（^５７Ｃｏ）
テクネチウム９９ｍ１４１ｋｅＶ６．０２時間
（^９９ｍＴｃ）
テルル１２３ｍ１５９ｋｅＶ１２０日
（^１２３ｍＴｅ）
セリウム１３９１６６ｋｅＶ１３７．７日
（^１３９Ｃｅ）
ガドリニウム１５３１００ｋｅＶ２４２日
（^１５３Ｇｄ）
アメリシウム２４１５７ｋｅＶ４５８年
（^２４１Ａｍ）
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放射性物質４１の交換頻度を抑え、陽電子放出断層撮影装置１の保守費用を低減する観点からは、半減期の長い放射性同位元素を含む放射性物質４１を用いればよい。また、消滅ガンマ線のエネルギーに近いエネルギーのガンマ線で計測を行うことにより減弱補正の精度を向上させるには、消滅ガンマ線のコンプトン端のエネルギーを上限として、なるべく高いエネルギーのガンマ線を放射する放射性同位元素を含む放射性物質４１を用いればよい。

次に、図１に戻り、トランスミッションデータとエミッションデータとを同時に収集して診断画像を生成する撮像プロセスについて説明する。

あらかじめ、注射などの方法によりＰＥＴ検査用の放射性薬剤を被検体１７に投与し、放射性薬剤が撮像対象領域に集積するように、所定時間、待機させる。所定時間が経過した後、被検体１７を被検体保持装置１４のベッド１６上に寝かせる。

次に、支持装置１５を操作してベッド１６をガントリ２の孔部６へ向かって移動させ、被検体１７をガントリ２内部の撮像領域へ挿入する。被検体１７を撮像領域内へセットしたら、減弱補正用線源２１を線源格納庫（図示せず）から引き出し、被検体１７の周囲を所定の軌道に沿って回転させる。

このとき、各放射線検出器４は、捕捉したガンマ線の検出信号（ガンマ線検出信号）を、チャージアンプを介してタイミング信号発生装置および波高弁別装置８へ出力する。放射線検出器４へ入射するガンマ線には、放射性薬剤に起因して被検体１７の内部から放射された消滅ガンマ線と、減弱補正用線源２１から放射された照射ガンマ線とが含まれている。

したがって、図５（ａ）に示す、放射性薬剤由来の５１１ｋｅＶに全吸収ピークを有する消滅ガンマ線のスペクトルと、図５（ｂ）に示す、減弱補正用線源２１からの照射ガンマ線のスペクトルとを足し合わせたものが、図５（ｃ）に示す、エミッション走査とトランスミッション走査とを同時的に行った場合に観測されるスペクトルとなる。

図１に戻り、波高弁別装置８は、求めた波高値データが所定の閾値を超えるエネルギーを示すものであるとき、被検体１７に投与した放射性薬剤に由来するガンマ線に対する波高値データであると判断し、検出器認識装置に出力される。この波高値データはパケット情報に含まれて検出器認識装置より同時計数装置９に出力される。この波高値データのうち、後記する条件を満たすものが、エミッションデータとなる。入力された検出データ等が閾値以下のエネルギーを示すものであるとき、波高弁別装置８は、減弱補正用線源２１から放射されたガンマ線を検出した可能性があると判断し、この波高値データ等が３つのエネルギー窓内のものか否かに分別する。後記するように、この３つのエネルギー窓内の検出データ等から、トランスミッションデータが生成される。

具体的には、前記閾値は、消滅ガンマ線のコンプトン端５２のエネルギー（３４０ｋｅＶ）を超え、消滅ガンマ線の全吸収ピーク５１のエネルギー（５１１ｋｅＶ）未満であればよい。しかし、陽電子放出断層撮影装置１の検出系のエネルギー分解能には限界があり、放射線検出器４にエネルギーが５１１ｋｅＶの単色（単一エネルギー）のガンマ線が入射したときであっても、捕捉されたガンマ線のエネルギーは揺らぎをもって計測される。そこで、閾値は、検出揺らぎを考慮し、例えば、３５０ｋｅＶに設定する。

まず、エミッションデータの収集について説明すると、同時計数装置９は、実質的に同時に２つのガンマ線検出信号に対する各パケット情報を入力し、各パケット情報の時刻情報が時間窓内に入って各検出器ＩＤが異なる場合、消滅ガンマ線対を検出したと判断し、これらのパケット情報に同時計数である旨のデータを付加して、コンピュータ１１へ出力する。実質的に同時とは、放射線検出器４など検出系の時間分解能には限界があり、また、消滅ガンマ線対の２つのガンマ線の飛翔時間には差があるため、実際には所定の時間幅を設け、その時間内に検出されたものを同時とみなすことを意味している。

コンピュータ１１は、同時計数である旨を付加された検出データ等の組が入力されると、これらのパケット情報に含まれる放射線検出器４の検出器ＩＤに基づいて、一対のガンマ線をそれぞれ検出した各々の放射線検出器４の位置を求める。さらに、これらの位置関係からエミッションデータを生成して、エミッションデータ記憶部３２に所定の形式で記憶させる。記憶形式は、例えば、画像再構成に好適なサイノグラム形式である。

次に、トランスミッションデータの収集について説明すると、波高弁別装置８はまた、図５（ｃ）に示すように、減弱補正用線源２１が放射するガンマ線の全吸収ピークとその近傍を含む第２のエネルギー窓Ｗ２と、この第２のエネルギー窓Ｗ２に隣接したエネルギーの第１のエネルギー窓Ｗ１および第３のエネルギー窓Ｗ３を設定されている。エネルギー窓Ｗ２に隣接するエネルギー窓が２つである場合について説明するが、３つ以上設定してもよい。また、エネルギー窓Ｗ２に対し、エネルギー窓Ｗ１およびＷ３が連続せず、多少離隔していてもよい。

波高弁別装置８は、エネルギー窓Ｗ１，Ｗ２，Ｗ３に対応するエネルギーを示すガンマ線検出信号が入力されると、これらの検出データ等に、エネルギー窓Ｗ１，Ｗ２，Ｗ３を示すデータを付加し、コンピュータ１１へ出力する。

コンピュータ１１は、エネルギー窓Ｗ１，Ｗ２，Ｗ３を示すデータを付加されたパケット情報を入力すると、減弱補正用線源２１の位置と放射線検出器４の位置との組ごとに、エネルギー窓Ｗ１に対応するカウント値Ｓ１と、エネルギー窓Ｗ２に対応するカウント値Ｔ２と，エネルギー窓Ｗ３に対応するカウント値Ｓ３とを計数する。

ここで、カウント値Ｓ１およびＳ３は、放射性薬剤などに由来する散乱成分を示し、この成分は、コンプトンプラトー５３内においてほぼ平坦である。そこで、カウント値Ｓ１およびＳ３から、エネルギー窓Ｗ２内の散乱成分のカウント値Ｓ２を推算する。推算は、例えば、線形補間または高次関数による補間によって行うことができる。そして、エネルギー窓Ｗ２のカウント値Ｔ２から、エネルギー窓Ｗ２内の散乱成分のカウント値Ｓ２を差し引くことにより、減弱補正用線源２１由来のカウント値Ｔ１を求め、トランスミッションデータを生成する。

図６に示すように（適宜、図５（ｃ）を参照して）、線形補間により減弱補正用線源２１由来のカウント値Ｔ１を求めるには、次の手順で行う。
まず、第１のエネルギー窓Ｗ１に対するカウント値Ｓ１を抽出し（ステップＰ１）、第３のエネルギー窓Ｗ３に対するカウント値Ｓ３を抽出する（ステップＰ２）。

次に、第２のエネルギー窓Ｗ２に対する散乱成分を、次式により推算する（ステップＰ３）。
Ｓ２＝｛（Ｓ１／Ｗ１）＋（Ｓ３／Ｗ３）｝×（Ｗ２／２）

次に、第２のエネルギー窓Ｗ２に対するカウント値Ｔ２（減弱補正用線源２１由来のものと散乱成分とを含むカウント値）を抽出する（ステップＰ４）。

そして、カウント値Ｔ２から散乱成分のカウント値Ｓ２を減算し、減弱補正用線源２１由来成分の全吸収ピークのカウント値Ｔ１を算出する（ステップＰ５）。

以上の処理を減弱補正用線源２１と放射線検出器４との組で指定されるすべての収集済みデータに施すことにより、トランスミッションデータを生成する。

図７に示すように、トランスミッションデータをサイノグラム形式にするには、減弱補正用線源２１の位置と放射線検出器４の位置との組によって定まる位置関係をエミッションデータの処理における放射線検出器４同士の組によって定まる位置関係に読み替えればよい。すなわち、減弱補正用線源２１の位置と放射線検出器４の位置からサイノグラム形式の対応するメモリ番地を算出するには、減弱補正用線源２１の回転軌道６１の回転中心６２から、減弱補正用線源２１と放射線検出器４とを結ぶ線分６３へ下ろした垂線６４の長さ、および垂線６４が基準軸６５となす角度θを求めることとなる。

すなわち、距離ｒは観測中心から観測半径の値をとり、角度θは０°から360°の値をとるが、これを所望の解像度に応じて離散化し、距離についてＲ分割、角度についてΘ分割した合計Ｒ×Θの２次元の表を用意して対応する欄にヒストグラム形式で計数する。これらの値を用いて、第１のエネルギー窓Ｗ１、第２のエネルギー窓Ｗ２および第３のエネルギー窓Ｗ３に応じた３種類のトランスミッションデータからなるサイノグラムを作成する。

コンピュータ１１は、このようにして得られたトランスミッションデータを用いて、エミッションデータを補正し、補正済みのエミッションデータを基に画像再構成を行って診断画像データを生成し、表示装置１８に診断画像を表示させる。

（第２実施形態）
図８に示すように、本発明による第２実施形態の陽電子放出断層撮影装置１Ｂは、陽電子放出断層撮影装置１の構成に加えて、記憶装置１２にシングルデータ記憶部３３をさらに具備している。

なお、トランスミッションデータの収集に係るエネルギー窓は１つであり、減弱補正用線源２１が放射するガンマ線のエネルギーの全吸収ピークを含んで設定し、窓幅は、検出系のエネルギー分解能に応じて設定する。

また、シングルデータ記憶部３３に記憶されるシングルデータの収集に係るエネルギー窓は、トランスミッションデータ収集に係るエネルギー窓と同じ上下限を有する。

まず、第１実施形態と同様に、被検体１７の撮像を行い、トランスミッションデータとエミッションデータとを収集する。

次に、被検体１７をガントリ２の撮像領域に載置したまま、減弱補正用線源２１を格納庫（図示せず）に格納し、照射ガンマ線を遮断する。この後もエミッションデータの収集を継続する。また、検出したガンマ線のエネルギーがトランスミッションデータ記憶部３１に対してあらかじめ設定した前記エネルギー窓の中に入ると波高弁別装置８で判定された場合、放射線検出器４ごとに、このガンマ線のカウント値Ｓ１１をシングルデータ記憶部３３に所定の形式で計数する。

データ収集を終了すると、以下の手順でトランスミッションデータを作成する。まず、シングルデータ記憶部３３に格納された放射線検出器４ごとのカウント値Ｓ１１から単位時間当たりのカウント値Ｓ１１ｂを決定する。次に、トランスミッションデータ記憶部３１に格納されている減弱補正用線源２１の位置と放射線検出器４の識別子の組ごとのカウント値Ｓ１２から単位時間当たりのカウント値Ｓ１２ｂを決定する。後者のカウント値Ｓ１２ｂから前者のカウント値Ｓ１１ｂを差し引くことにより、減弱補正用線源由来のガンマ線のカウント値Ｓ１３が得られる。これを画像再構成に適したサイノグラム形式であらためてトランスミッションデータ記憶部３１に格納することにより、トランスミッションデータが完成する。

第１実施形態の陽電子放出断層撮影装置１および第２実施形態の陽電子放出断層撮影装置１Ｂによれば、次の効果が得られる。
（１）減弱補正用線源２１から放射される照射ガンマ線のエネルギーを、被検体に投与する放射性薬剤から放射される消滅ガンマ線のエネルギーである３４０ｋｅＶ以下にしたため、エミッションデータにトランスミッションデータが混入しない。このため、トランスミッションデータとエミッションデータを同時に収集しても、定量性が良好な高画質の診断画像を得ることができる。
（２）前記照射ガンマ線の全吸収ピークと、前記消滅ガンマ線の全吸収ピークとが離隔されたため、減弱補正用線源２１の放射能が従来よりも弱くても済む。
（３）３０ｋｅＶ以上３４０ｋｅＶ以下のガンマ線を放出する減弱補正用線源２１を用いることによって、減弱補正用線源２１から放出された低エネルギーのガンマ線および放射性薬剤に起因して発生した高エネルギー（５１１ｋｅＶ）のガンマ線は、共に、パルス計測モードで計測できるため、同じ回路で信号処理を実施できる。このような本実施形態では、簡易なシステムで精度の高い吸収補正を施すことができる。
（４）トランスミッションデータを収集するための減弱補正用線源２１の放射能を弱くできるので、遮蔽容器等が小さくなり装置を小型化できるとともに、被検体１７の放射線被曝を低減できる。

図９に示すように、比較例の陽電子放出断層撮影装置によって検出されるガンマ線のパルス高スペクトルでは、被検体１７に投与した放射性薬剤由来のガンマ線の全吸収ピーク５１と、減弱補正用線源２１由来のガンマ線の全吸収ピーク５１ｃｓとが近接し、クロストークを生じている。このため、得られる診断画像の定量性や画質が低下してしまう。なお、比較例の陽電子放出断層撮影装置では、減弱補正用線源２１内の放射性物質４１に含有させる放射性同位元素は、セシウム１３７（^１３７Ｃｓ）（６６２ｋｅＶ、半減期３０年）である。なお、図９に、セシウム１３７が放射するガンマ線のコンプトン端５２ｃｓと、コンプトンプラトー５３ｃｓとを示す。

第１実施形態の陽電子放出断層撮影装置を示す説明図である。ガントリ内部（下半分）の放射線検出器の配置を示す部分分解図である。陽電子放出断層撮影装置で放射性薬剤由来の消滅ガンマ線を計測した場合の典型的なパルス高スペクトルを示すグラフである。減弱補正用線源を示す断面図である。陽電子放出断層撮影装置で、（ａ）放射性薬剤由来の消滅ガンマ線を計測した場合と、（ｂ）減弱補正用線源由来の照射ガンマ線を計測した場合と、（ｃ）放射性薬剤を投与した被検体をエミッション走査およびトランスミッション走査して計測した場合の典型的なパルス高スペクトルを示すグラフである。減弱補正用線源由来成分の全吸収ピークのカウント値の算出を示すフローチャートである。減弱補正線源の位置と放射線検出器の関係からサイノグラム形式のメモリ番地を対応付ける方法を示す説明図である。第２実施形態の陽電子放出断層撮影装置を示す説明図である。比較例の陽電子放出断層撮影装置で消滅ガンマ線と照射ガンマ線とを計測した場合の典型的なパルス高スペクトルを示すグラフである。

符号の説明

１，１Ｂ陽電子放出断層撮影装置
２ガントリ
３ケーシング
４放射線検出器
５放射線検出器支持板
６孔部
７信号処理装置
８波高弁別装置
９同時計数装置
１０断層像作成装置
１１コンピュータ
１２記憶装置
１４被検体保持装置
１５支持装置
１６ベッド
１８表示装置
２１減弱補正用線源
２２線源位置検出装置
２３線源位置情報処理装置
３１トランスミッションデータ記憶部
３２エミッションデータ記憶部
３３シングルデータ記憶部
５１全吸収ピーク
５２コンプトン端
５３コンプトンプラトー
Ｗ１第１のエネルギー窓
Ｗ２第２のエネルギー窓
Ｗ３第３のエネルギー窓

Claims

被検体内の陽電子放出核種に起因して生成される消滅ガンマ線を計測しエミッションデータを収集するエミッションデータ収集手段と、
前記被検体を減弱補正用線源で照射して透過ガンマ線を計測しトランスミッションデータを収集するトランスミッションデータ収集手段と、
前記エミッションデータに対し前記トランスミッションデータを用いて前記被検体による前記消滅ガンマ線の減弱を補正する減弱補正手段と、
を具備した陽電子放出断層撮影装置であって、
前記減弱補正用線源は、前記消滅ガンマ線に係るコンプトン端のエネルギー以下のエネルギーを有する照射ガンマ線を放射するものであり、
前記トランスミッションデータ収集手段は、
前記照射ガンマ線の全吸収ピークを含んで設定した第１のエネルギー窓内のカウント値を取得する第１のカウント値取得手段と、
前記第１のエネルギー窓より低いエネルギー領域に当該第１のエネルギー窓から離隔して設定した第２のエネルギー窓内のカウント値を取得する第２のカウント値取得手段と、
前記第１のエネルギー窓より高いエネルギー領域に当該第１のエネルギー窓から離隔して設定した第３のエネルギー窓内のカウント値を取得する第３のカウント値取得手段と、
前記第２のエネルギー窓内および前記第３のエネルギー窓内のカウント値を基に、前記第１のエネルギー窓内のバックグラウンド分を推算するバックグラウンド推算手段と、
前記第１のエネルギー窓内のカウント値から、前記バックグラウンド分を補正することにより、前記トランスミッションデータを補正するトランスミッションデータ演算手段と、
を具備したことを特徴とする陽電子放出断層撮影装置。
前記照射ガンマ線の主なエネルギーは、３０ｋｅＶ以上３４０ｋｅＶ以下であることを特徴とする請求項１に記載の陽電子放出断層撮影装置。
前記減弱補正用線源は、コバルト５７（^５７Ｃｏ）、テクネチウム９９ｍ（^９９ｍＴｃ）、テルル１２３ｍ（^１２３ｍＴｅ）、セリウム１３９（^１３９Ｃｅ）、ガドリニウム１５３（^１５３Ｇｄ）またはアメリシウム２４１（^２４１Ａｍ）のいずれかを含むことを特徴とした請求項１または請求項２に記載の陽電子放出断層撮影装置。
前記エミッションデータ収集手段または前記トランスミッションデータ収集手段は、前記消滅ガンマ線および前記透過ガンマ線を検出する半導体放射線検出器を具備したことを特徴とする請求項１から請求項３のいずれかに記載の陽電子放出断層撮影装置。
前記半導体放射線検出器は、ＣｄＴｅ（テルル化カドミウム）およびＣｄＺｎＴｅ（テルル化カドミウム亜鉛）のいずれかを検出素子として含むことを特徴とする請求項４に記載の陽電子放出断層撮影装置。
前記バックグラウンド推算手段は、前記第１のエネルギー窓内のバックグラウンド分を線形補間または高次関数による補間によって推算することを特徴とする請求項１から請求項５のいずれかに記載の陽電子放出断層撮影装置。
前記トランスミッションデータ収集手段は、
前記照射ガンマ線の全吸収ピークの近傍に設定したエネルギー窓内のカウント値を取得する窓内カウント値取得手段と、
前記照射ガンマ線を遮蔽する照射ガンマ線遮蔽手段と、
前記照射ガンマ線を遮蔽した状態で前記エネルギー窓内でのバックグラウンド分を計数するバックグラウンド計数手段と、
前記エネルギー窓内のカウント値から、前記バックグラウンド分を補正することにより、前記トランスミッションデータを演算するトランスミッションデータ演算手段と、
を具備したことを特徴とする請求項１から請求項６のいずれかに記載の陽電子放出断層撮影装置。
陽電子放出断層撮影装置の制御手段が、計測空間部内の陽電子放出核種に起因する消滅ガンマ線を計測したエミッションデータと、前記計測空間部内を減弱補正用線源で照射して透過ガンマ線を計測したトランスミッションデータとを用いて前記計測空間部における前記消滅ガンマ線の減弱を補正するエミッションデータの減弱補正の制御方法であって、
前記減弱補正用線源は、前記消滅ガンマ線に係るコンプトン端のエネルギー以下のエネルギーを有する照射ガンマ線を放射するものであり、
前記制御手段が、前記照射ガンマ線の全吸収ピークを含んで設定した第１のエネルギー窓内のカウント値を取得する第１のカウント値取得プロセスと、
前記制御手段が、前記第１のエネルギー窓より低いエネルギー領域に当該第１のエネルギー窓から離隔して設定した第２のエネルギー窓内のカウント値を取得する第２のカウント値取得プロセスと、
前記制御手段が、前記第１のエネルギー窓より高いエネルギー領域に当該第１のエネルギー窓から離隔して設定した第３のエネルギー窓内のカウント値を取得する第３のカウント値取得プロセスと、
前記制御手段が、前記第２のエネルギー窓内および前記第３のエネルギー窓内のカウント値を基に、前記第１のエネルギー窓内のバックグラウンド分を推算するバックグラウンド推算プロセスと、
前記制御手段が、前記第１のエネルギー窓内のカウント値から、前記バックグラウンド分を補正することにより、前記トランスミッションデータを補正するトランスミッションデータ演算プロセスと、
を含むことを特徴とする陽電子放出断層撮影装置におけるエミッションデータの減弱補正の制御方法。
前記照射ガンマ線の主なエネルギーは、３０ｋｅＶ以上３４０ｋｅＶ以下であることを特徴とする請求項８に記載の陽電子放出断層撮影装置におけるエミッションデータの減弱補正の制御方法。
前記減弱補正用線源は、コバルト５７（^５７Ｃｏ）、テクネチウム９９ｍ（^９９ｍＴｃ）、テルル１２３ｍ（^１２３ｍＴｅ）、セリウム１３９（^１３９Ｃｅ）、ガドリニウム１５３（^１５３Ｇｄ）またはアメリシウム２４１（^２４１Ａｍ）のいずれかを含むことを特徴とした請求項８または請求項９に記載の陽電子放出断層撮影装置におけるエミッションデータの減弱補正の制御方法。
前記バックグラウンド推算プロセスでは、前記第１のエネルギー窓内のバックグラウンド分を線形補間または高次関数による補間によって推算することを特徴とする請求項８から請求項１０のいずれかに記載の陽電子放出断層撮影装置におけるエミッションデータの減弱補正の制御方法。
前記制御手段が、前記照射ガンマ線の全吸収ピークの近傍に設定したエネルギー窓内のカウント値を取得する窓内カウント値取得プロセスと、
前記制御手段が、前記照射ガンマ線を遮蔽する照射ガンマ線遮蔽プロセスと、
前記制御手段が、前記照射ガンマ線を遮蔽した状態で前記エネルギー窓内でのバックグラウンド分を計数するバックグラウンド計数プロセスと、
前記制御手段が、前記エネルギー窓内のカウント値から、前記バックグラウンド分を補正することにより、前記トランスミッションデータを演算するトランスミッションデータ演算プロセスと、
を含むことを特徴とする請求項８から請求項１０のいずれかに記載の陽電子放出断層撮影装置におけるエミッションデータの減弱補正の制御方法。