JP4142767B2 - 核医学診断装置 - Google Patents
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Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、被検体に投与された放射性同位元素( 以下、ＲＩと略す) の体内分布を画像化するガンマカメラ、ＳＰＥＣＴ、ＰＥＴ等の核医学診断装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
上述したように核医学診断装置には、ＲＩの崩壊時に１個のフォトン（光子）を放出する 201Ｔｌ、 99mＴｃ、 123Ｉ等のシングルフォトン核種をトレーサに用いるタイプと、陽電子の消滅時にペアのフォトンを逆向きに放出する11Ｃや13Ｎ等のポジトロン核種をトレーサに用いるタイプとがある。
【０００３】
さらに、イメージングの手法としても、被検体の近傍に固定したカメラ本体でそこに垂直に入射してくるガンマ線（フォトン）を一定期間計数することによりＲＩの投影分布（プレーン像）を得るものや、カメラ本体を被検体の周囲を回転させたり又は被検体の周囲に複数台のカメラ本体を設置して、被検体から様々な方向に放出されるガンマ線を多方向から計数し、得られた計数値に基づいてＸ線コンピュータ断層撮影装置（ＣＴスキャン）のようなＲＩの断層分布を再構成する手法等多岐に渡っている。
【０００４】
ここでガンマ線の検出メカニズムとしては、近年、ガンマ線を直接的に電気信号に変換する半導体を使ったタイプが開発され脚光を浴びているが、その実用化には未だ数々の障害があり、このためガンマ線をＮａＩのシンチレータで光に変換し、この光を複数本の光電子増倍管（ＰＭＴ）で電気信号に変換するという旧態のタイプが主流を占めているのが現状である。
【０００５】
この検出以降の処理としては、これら複数本の光電子増倍管からの電気信号を加算し、ガンマ線の入射エネルギーを反映しているこの加算信号の波高値を、光電ピークを中心に設定されたエネルギーウインドウに通すことで、対象核種からのガンマ線なのか、外乱線なのかを選別し、これを通ったガンマ線を１個１個のフォトンとして入射位置毎に所定期間継続的に累進的に計数することで、ＲＩの体内分布を生成するようになっている。
【０００６】
ところで周知の通り、光電効果は軌道電子の放出現象であり、従って、シンチレータ内で光電効果を生起する確率は、シンチレータが厚くなるほど向上する。しかし、一方で、光電効果を起こす確率だけを考慮してシンチレータをむやみに厚くすると、光電子増倍管間の出力偏差が少なくなって、結果的に位置計算の精度が低下してしまう。このため、シンチレータの厚さは、現在の核医学の分野で使用頻度の高い 201Ｔｌ、 99mＴｃ、 123Ｉからの７０乃至１６０ｋｅＶという比較的低エネルギーのガンマ線で光電効果が起きる確率が７０％程度になるように、シンチレータの厚さが設計されている。
【０００７】
しかし、ガンマ線はそのエネルギーが高くなると物質の相互作用のうち光電効果の断面積が低下するので、ガンマ線のエネルギーが比較的高いが、使用頻度の低い核種、例えば 131Ｉ（光電ピーク；３６４ｋｅＶ）でイメージングを行う場合、比較的低エネルギーに合わせて比較的薄く作られているシンチレータでは、検出効率が著しく低下してしまうという事態が不回避であった。
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】
本発明の目的は、比較的低エネルギーに合わせて比較的薄く作られているシンチレータを使いながら、エネルギーが比較的高いガンマ線の検出効率を格段に向上できる核医学診断装置を提供することである。
【０００９】
【課題を解決するための手段】
本発明は、被検体に投与された放射性同位元素から放射されるガンマ線をシンチレータで光に変換してから検出し、この検出したガンマ線を１個１個のフォトンとして計数し、この計数結果に基づいて前記放射性同位元素の体内分布を生成する核医学診断装置において、前記シンチレータ内で光電効果を生起するガンマ線の計数値に、前記シンチレータ内でコンプトン効果を生起するガンマ線の計数値を加えて、前記体内分布を生成する。
（作用）
本発明によると、光電ピーク成分だけでなく、コンプトン成分も使ってイメージングを行うので、シンチレータを使用頻度の高い比較的低エネルギーのガンマ線を放出する核種に合わせて薄く作っているにしても、光電ピーク成分だけを使ってイメージングを行っていた従来よりも、エネルギーが比較的高いガンマ線の検出効率を格段に向上することができる。
【００１０】
【発明の実施の形態】
以下、図面を参照して本発明を好ましい実施形態により説明する。なお、核医学診断装置は、上述したように、放射性同位元素（ＲＩ）の崩壊時にガンマ線を放出する 201Ｔｌ、 99mＴｃ等のシングルフォトン核種をトレーサに用いるタイプと、陽電子の消滅時にペアのフォトンを逆向きに放出する11Ｃや13Ｎ等のポジトロン核種を用いるタイプとがある。また、イメージングの手法についても、被検体の近傍に固定したカメラ本体でそこに垂直に入射してくるガンマ線（フォトン）を一定期間計数することによりＲＩの投影分布（プレーン像）を得るプレーンイメージング手法や、カメラ本体を被検体の周囲を回転させたり又は被検体の周囲に複数台のカメラ本体を設置して、被検体から様々な方向に放出されるガンマ線を多方向で計数し、得られた計数値に基づいてＸ線コンピュータ断層撮影装置（ＣＴスキャン）のようなＲＩの断層分布を再構成するＳＰＥＣＴやＰＥＴ等の断層イメージング手法等多岐に渡っている。本発明は、いずれのタイプ、いずれの手法にも適用できるものである。ここでは、シングルフォトンの核種を用いて、プレーンイメージングを一例として説明する。
【００１１】
図１には、本実施形態による核医学診断装置の構成をブロック図により示している。被検体に投与された放射性同位元素（ＲＩ）からは、その核種に固有の半減期に応じてガンマ線（フォトン）が断続的に放射される。このガンマ線を検出するためのカメラ本体１１は、略垂直に入射してくるガンマ線だけを通過させ、それ以外の角度で入射してくるガンマ線を通過させないためのコリメータ１２がカメラ本体１１の前面に設けられている。そのコリメータ１２の背面には、ＮａＩ等のガンマ線を吸収して発光するシンチレータ１３が配置され、さらにこのシンチレータ１３の背面に複数本の光電子増倍管１４が稠密に配列されている。
【００１２】
ここで、シンチレータ１３は、その厚さが、現在の核医学診断の分野で使用頻度の高い 201Ｔｌ、 99mＴｃ、 123Ｉといった核種からの７０乃至１６０ｋｅＶという比較的低エネルギーのガンマ線で光電効果が生起される確率が７０％程度を維持するように、比較的薄く設計されている。
【００１３】
複数本の光電子増倍管１４から出力される数ｍＶ乃至数十ｍＶ程度の微弱な検出信号は、図示しない前置増幅器を介してそれぞれ個別に位置計算回路１５と波高分析器１６に供給される。位置計算回路１５は、ＸＹ各方向に関する信号レベルの偏差に基づいて、ガンマ線の入射位置を計算する。また、波高分析器１６は、複数本の光電子増倍管１４からの複数の検出信号を加算することで、ガンマ線のエネルギーに比例するエネルギー信号を生成し、このエネルギー信号をノイズレベルで選別し、ガンマ線エネルギーがノイズレベル以上であれば、パルスを発生し、ガンマ線エネルギーがノイズレベル以下であれば、パルスを発生しない。
【００１４】
エネルギースペクトラム収集用メモリ回路１７は、波高分析器１６からパルス信号が供給されたとき、つまりノイズレベル以上のエネルギーを持つガンマ線が入射したとき、その数を、位置計算回路１５からのガンマ線の入射位置毎に、且つエネルギーチャンネル毎に計数する。この計数は所定の期間（データ収集期間）、継続的に行われる。つまり、この計数は、エネルギースペクトラムをガンマ線の入射位置毎に収集することに相当する。
【００１５】
光電ピーク成分計算回路１８は、エネルギースペクトラム収集用メモリ回路１７に収集されたエネルギースペクトラムを使ってシンチレータ１３内で光電効果を生起したガンマ線の計数値（光電ピーク成分）を散乱線補正をかけて入射位置毎に計算する。コンプトンエッジ成分計算回路１９は、エネルギースペクトラム収集用メモリ回路１７に収集されたエネルギースペクトラムを使ってシンチレータ１３内でコンプトン効果を生起したガンマ線の計数値（コンプトンエッジ成分）を散乱線補正をかけて入射位置毎に計算する。これら計算方法については後述する。
【００１６】
光電ピーク成分計算回路１８とコンプトンエッジ成分計算回路１９は、散乱線補正のために、ＴＥＷ(triple energy window)法が採用されている。このＴＥＷ法は、メインのエネルギーウインドウの両側にそれぞれサブのエネルギーウインドウを設け、これら２つのサブウインドウの計数値とエネルギー軸とで作られ得る台形の面積をメインウインドウ内の散乱線量として推定し、この推定した散乱線量をメインウインドウ内の計数値合計から減算するという散乱線補正に極めて効果的な手法である。これら光電ピーク成分計算回路１８とコンプトンエッジ成分計算回路１９それぞれのメインとサブのエネルギーウインドウを投与核種に合わせて設定するために、ウインドウ設定回路２０が設けられている。
【００１７】
加算回路２１は、光電ピーク成分とコンプトンエッジ成分とを加算することで結果的にシンチレータ１３内で光電効果とコンプトン効果とを生起したガンマ線の合計数を入射位置毎に計算し、次々と画像メモリ２２に書き込んでいく。これにより、ＲＩの投影分布、つまりプレーナ像が生成される。このプレーナ像のデータは、図示しないディスプレイに表示され、また光磁気ディスク等の記録媒体に記録される。
【００１８】
本発明の特徴は、シンチレータ１３内で光電効果を生起したガンマ線の計数値（光電ピーク成分）だけでなく、それに、シンチレータ１３内でコンプトン効果を生起したガンマ線の計数値（コンプトンエッジ成分）を加えて、ＲＩの分布をイメージングすることにより、上述したようにシンチレータ１３を使用頻度の高い比較的低エネルギーのガンマ線を放出する核種に合わせて薄く作っているにしても、光電ピーク成分だけでＲＩ分布をイメージングしていた従来よりも、 131Ｉ（光電ピーク；３６４ｋｅＶ）等のエネルギーが比較的高いガンマ線を放出する核種の検出効率を格段に向上させようとするものである。
【００１９】
このための本実施形態装置によるプレーナ像のイメージング手法の手順を図２に示している。まず、ウインドウ設定回路２０から光電ピーク成分計算回路１８に対して、光電ピーク成分を計算するために必要なメインとサブのエネルギーウインドウが投与核種に従って設定される（図５参照）。光電ピークは、投与した放射性同位元素に固有であり、例えば 131Ｉであれば、光電ピークは３６４ｋｅＶである。メインウインドウは、この光電ピークを中心として所定のエネルギー幅に設定される。また、メインウインドウの両側にそれぞれ光電ピークの１０％程度の幅でサブウインドウが設定される。
【００２０】
次に、コンプトンエッジのエネルギーがウインドウ設定回路２０で計算され、又は予め核種毎に計算されメモリ等に保管されているコンプトンエッジのエネルギーをウインドウ設定回路２０にロードする。この計算方法は次の通りである。周知の通り、シンチレータ１３にガンマ線が入射すると、光電効果、コンプトン効果、電子対生成という主に３種類の発光を導く現象を生起する。ここで取り扱うのは光電効果とコンプトン効果である。光電効果は、ガンマ線が入射するとその軌道上にある軌道電子が放出される現象である。また、コンプトン効果は、図３に示すように、ガンマ線１と電子３との弾性衝突により、ガンマ線１の入射エネルギーの一部が電子３に与えられて反跳電子として放出する現象であり、ガンマ線１の入射エネルギー（光電ピーク）を“Ｅ”、弾性衝突で散乱したガンマ線２の残留エネルギーを“Ｅ′”とすると、反跳電子３にはその損失エネルギーＥ′′（＝Ｅ−Ｅ′）が与えられる。この反跳電子３のエネルギーＥ′′に比例した光が発生する。
【００２１】
この反跳電子３のエネルギーＥ′′は、ｍe Ｃ2 を電子の質量エネルギー、θを散乱角として、
｛Ｅ／（１＋（ｍe Ｃ2 ／Ｅ（１− cosθ）））｝
で与えられる。このように反跳電子３のエネルギーＥ′′は、散乱角θが cosできいてくるので、図３に示すように、散乱角θが１８０゜の後方散乱で、最大波高値を示す。この最大波高値が、一般に、コンプトンエッジと呼ばれている。
【００２２】
従って、コンプトンエッジは、
｛Ｅ／（１＋（ｍe Ｃ2 ／２Ｅ））｝
で与えられる。
【００２３】
このコンプトンエッジに基づいて、ウインドウ設定回路２０から光電ピーク成分計算回路１８に対して、コンプトンエッジ成分を計算するために必要なメインとサブのエネルギーウインドウが投与核種に従って設定される（図６参照）。つまり、光電効果の場合と同様に、メインウインドウは、このコンプトンエッジを中心として所定のエネルギー幅に設定され、また、このメインウインドウの両側にそれぞれコンプトンエッジの８％程度の幅でサブウインドウが設定される。
【００２４】
次に、ウインドウ設定回路２０で設定されたエネルギーウインドウに従って、光電ピーク成分計算回路１８で光電ピーク成分がＴＥＷ法で計算され、またコンプトンエッジ成分計算回路１９でコンプトンエッジ成分がＴＥＷ法で計算される。つまり、まず、２つのサブウインドウの計数値とエネルギー軸とで作られ得る台形の面積がメインウインドウ内の散乱線量として推定され、この推定した散乱線量をメインウインドウ内の計数値合計から減算することにより、散乱線成分ンも除去されたいわゆるプライマリー光子成分として、光電ピーク成分（図５斜線部分）と、コンプトンエッジ成分（図６斜線部分）とがそれぞれ計算される。
【００２５】
これら光電ピーク成分とコンプトンエッジ成分とは加算回路２１で単純加算、つまり加重をかけないで加算され、それぞれの入射位置毎に対応した画像メモリ２２のアドレスに書き込まれる。全ての入射位置で同様の計算が行われて、ＲＩの投影分布、つまりプレーナ像が生成される。
【００２６】
このように光電ピーク成分だけでなく、コンプトンエッジ成分も使ってイメージングするので、シンチレータを使用頻度の高い比較的低エネルギーのガンマ線を放出する核種に合わせて薄く作っているにしても、光電ピーク成分だけを使ってイメージングを行っていた従来よりも、エネルギーが比較的高いガンマ線の検出効率を格段に向上することができる。
本発明は、上述した実施形態に限定されることなく、種々変形して実施可能である。
【００２７】
【発明の効果】
本発明によると、光電ピーク成分だけでなく、コンプトン成分も使ってイメージングを行うので、シンチレータを使用頻度の高い比較的低エネルギーのガンマ線を放出する核種に合わせて薄く作っているにしても、光電ピーク成分だけを使ってイメージングを行っていた従来よりも、エネルギーが比較的高いガンマ線の検出効率を格段に向上することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施形態に係る核医学診断装置の主要部の構成を示すブロック図。
【図２】本実施形態の動作フローを示す図。
【図３】シンチレータ内のコンプトン効果の説明図。
【図４】コンプトンエッジの原理説明図。
【図５】図１の光電ピーク成分の計算方法の説明図。
【図６】図１のコンプトン効果成分の計算方法の説明図。
【符号の説明】
１１…ガンマカメラ本体、
１２…コリメータ、
１３…シンチレータ、
１４…光電子増倍管、
１５…位置計算回路、
１６…波高分析回路、
１７…エネルギースペクトラム収集用メモリ回路、
１８…光電ピーク成分計算回路、
１９…コンプトンエッジ成分計算回路、
２０…ウインドウ設定回路、
２１…加算回路、
２２…画像メモリ。
【発明の属する技術分野】
本発明は、被検体に投与された放射性同位元素( 以下、ＲＩと略す) の体内分布を画像化するガンマカメラ、ＳＰＥＣＴ、ＰＥＴ等の核医学診断装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
上述したように核医学診断装置には、ＲＩの崩壊時に１個のフォトン（光子）を放出する 201Ｔｌ、 99mＴｃ、 123Ｉ等のシングルフォトン核種をトレーサに用いるタイプと、陽電子の消滅時にペアのフォトンを逆向きに放出する11Ｃや13Ｎ等のポジトロン核種をトレーサに用いるタイプとがある。
【０００３】
さらに、イメージングの手法としても、被検体の近傍に固定したカメラ本体でそこに垂直に入射してくるガンマ線（フォトン）を一定期間計数することによりＲＩの投影分布（プレーン像）を得るものや、カメラ本体を被検体の周囲を回転させたり又は被検体の周囲に複数台のカメラ本体を設置して、被検体から様々な方向に放出されるガンマ線を多方向から計数し、得られた計数値に基づいてＸ線コンピュータ断層撮影装置（ＣＴスキャン）のようなＲＩの断層分布を再構成する手法等多岐に渡っている。
【０００４】
ここでガンマ線の検出メカニズムとしては、近年、ガンマ線を直接的に電気信号に変換する半導体を使ったタイプが開発され脚光を浴びているが、その実用化には未だ数々の障害があり、このためガンマ線をＮａＩのシンチレータで光に変換し、この光を複数本の光電子増倍管（ＰＭＴ）で電気信号に変換するという旧態のタイプが主流を占めているのが現状である。
【０００５】
この検出以降の処理としては、これら複数本の光電子増倍管からの電気信号を加算し、ガンマ線の入射エネルギーを反映しているこの加算信号の波高値を、光電ピークを中心に設定されたエネルギーウインドウに通すことで、対象核種からのガンマ線なのか、外乱線なのかを選別し、これを通ったガンマ線を１個１個のフォトンとして入射位置毎に所定期間継続的に累進的に計数することで、ＲＩの体内分布を生成するようになっている。
【０００６】
ところで周知の通り、光電効果は軌道電子の放出現象であり、従って、シンチレータ内で光電効果を生起する確率は、シンチレータが厚くなるほど向上する。しかし、一方で、光電効果を起こす確率だけを考慮してシンチレータをむやみに厚くすると、光電子増倍管間の出力偏差が少なくなって、結果的に位置計算の精度が低下してしまう。このため、シンチレータの厚さは、現在の核医学の分野で使用頻度の高い 201Ｔｌ、 99mＴｃ、 123Ｉからの７０乃至１６０ｋｅＶという比較的低エネルギーのガンマ線で光電効果が起きる確率が７０％程度になるように、シンチレータの厚さが設計されている。
【０００７】
しかし、ガンマ線はそのエネルギーが高くなると物質の相互作用のうち光電効果の断面積が低下するので、ガンマ線のエネルギーが比較的高いが、使用頻度の低い核種、例えば 131Ｉ（光電ピーク；３６４ｋｅＶ）でイメージングを行う場合、比較的低エネルギーに合わせて比較的薄く作られているシンチレータでは、検出効率が著しく低下してしまうという事態が不回避であった。
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】
本発明の目的は、比較的低エネルギーに合わせて比較的薄く作られているシンチレータを使いながら、エネルギーが比較的高いガンマ線の検出効率を格段に向上できる核医学診断装置を提供することである。
【０００９】
【課題を解決するための手段】
本発明は、被検体に投与された放射性同位元素から放射されるガンマ線をシンチレータで光に変換してから検出し、この検出したガンマ線を１個１個のフォトンとして計数し、この計数結果に基づいて前記放射性同位元素の体内分布を生成する核医学診断装置において、前記シンチレータ内で光電効果を生起するガンマ線の計数値に、前記シンチレータ内でコンプトン効果を生起するガンマ線の計数値を加えて、前記体内分布を生成する。
（作用）
本発明によると、光電ピーク成分だけでなく、コンプトン成分も使ってイメージングを行うので、シンチレータを使用頻度の高い比較的低エネルギーのガンマ線を放出する核種に合わせて薄く作っているにしても、光電ピーク成分だけを使ってイメージングを行っていた従来よりも、エネルギーが比較的高いガンマ線の検出効率を格段に向上することができる。
【００１０】
【発明の実施の形態】
以下、図面を参照して本発明を好ましい実施形態により説明する。なお、核医学診断装置は、上述したように、放射性同位元素（ＲＩ）の崩壊時にガンマ線を放出する 201Ｔｌ、 99mＴｃ等のシングルフォトン核種をトレーサに用いるタイプと、陽電子の消滅時にペアのフォトンを逆向きに放出する11Ｃや13Ｎ等のポジトロン核種を用いるタイプとがある。また、イメージングの手法についても、被検体の近傍に固定したカメラ本体でそこに垂直に入射してくるガンマ線（フォトン）を一定期間計数することによりＲＩの投影分布（プレーン像）を得るプレーンイメージング手法や、カメラ本体を被検体の周囲を回転させたり又は被検体の周囲に複数台のカメラ本体を設置して、被検体から様々な方向に放出されるガンマ線を多方向で計数し、得られた計数値に基づいてＸ線コンピュータ断層撮影装置（ＣＴスキャン）のようなＲＩの断層分布を再構成するＳＰＥＣＴやＰＥＴ等の断層イメージング手法等多岐に渡っている。本発明は、いずれのタイプ、いずれの手法にも適用できるものである。ここでは、シングルフォトンの核種を用いて、プレーンイメージングを一例として説明する。
【００１１】
図１には、本実施形態による核医学診断装置の構成をブロック図により示している。被検体に投与された放射性同位元素（ＲＩ）からは、その核種に固有の半減期に応じてガンマ線（フォトン）が断続的に放射される。このガンマ線を検出するためのカメラ本体１１は、略垂直に入射してくるガンマ線だけを通過させ、それ以外の角度で入射してくるガンマ線を通過させないためのコリメータ１２がカメラ本体１１の前面に設けられている。そのコリメータ１２の背面には、ＮａＩ等のガンマ線を吸収して発光するシンチレータ１３が配置され、さらにこのシンチレータ１３の背面に複数本の光電子増倍管１４が稠密に配列されている。
【００１２】
ここで、シンチレータ１３は、その厚さが、現在の核医学診断の分野で使用頻度の高い 201Ｔｌ、 99mＴｃ、 123Ｉといった核種からの７０乃至１６０ｋｅＶという比較的低エネルギーのガンマ線で光電効果が生起される確率が７０％程度を維持するように、比較的薄く設計されている。
【００１３】
複数本の光電子増倍管１４から出力される数ｍＶ乃至数十ｍＶ程度の微弱な検出信号は、図示しない前置増幅器を介してそれぞれ個別に位置計算回路１５と波高分析器１６に供給される。位置計算回路１５は、ＸＹ各方向に関する信号レベルの偏差に基づいて、ガンマ線の入射位置を計算する。また、波高分析器１６は、複数本の光電子増倍管１４からの複数の検出信号を加算することで、ガンマ線のエネルギーに比例するエネルギー信号を生成し、このエネルギー信号をノイズレベルで選別し、ガンマ線エネルギーがノイズレベル以上であれば、パルスを発生し、ガンマ線エネルギーがノイズレベル以下であれば、パルスを発生しない。
【００１４】
エネルギースペクトラム収集用メモリ回路１７は、波高分析器１６からパルス信号が供給されたとき、つまりノイズレベル以上のエネルギーを持つガンマ線が入射したとき、その数を、位置計算回路１５からのガンマ線の入射位置毎に、且つエネルギーチャンネル毎に計数する。この計数は所定の期間（データ収集期間）、継続的に行われる。つまり、この計数は、エネルギースペクトラムをガンマ線の入射位置毎に収集することに相当する。
【００１５】
光電ピーク成分計算回路１８は、エネルギースペクトラム収集用メモリ回路１７に収集されたエネルギースペクトラムを使ってシンチレータ１３内で光電効果を生起したガンマ線の計数値（光電ピーク成分）を散乱線補正をかけて入射位置毎に計算する。コンプトンエッジ成分計算回路１９は、エネルギースペクトラム収集用メモリ回路１７に収集されたエネルギースペクトラムを使ってシンチレータ１３内でコンプトン効果を生起したガンマ線の計数値（コンプトンエッジ成分）を散乱線補正をかけて入射位置毎に計算する。これら計算方法については後述する。
【００１６】
光電ピーク成分計算回路１８とコンプトンエッジ成分計算回路１９は、散乱線補正のために、ＴＥＷ(triple energy window)法が採用されている。このＴＥＷ法は、メインのエネルギーウインドウの両側にそれぞれサブのエネルギーウインドウを設け、これら２つのサブウインドウの計数値とエネルギー軸とで作られ得る台形の面積をメインウインドウ内の散乱線量として推定し、この推定した散乱線量をメインウインドウ内の計数値合計から減算するという散乱線補正に極めて効果的な手法である。これら光電ピーク成分計算回路１８とコンプトンエッジ成分計算回路１９それぞれのメインとサブのエネルギーウインドウを投与核種に合わせて設定するために、ウインドウ設定回路２０が設けられている。
【００１７】
加算回路２１は、光電ピーク成分とコンプトンエッジ成分とを加算することで結果的にシンチレータ１３内で光電効果とコンプトン効果とを生起したガンマ線の合計数を入射位置毎に計算し、次々と画像メモリ２２に書き込んでいく。これにより、ＲＩの投影分布、つまりプレーナ像が生成される。このプレーナ像のデータは、図示しないディスプレイに表示され、また光磁気ディスク等の記録媒体に記録される。
【００１８】
本発明の特徴は、シンチレータ１３内で光電効果を生起したガンマ線の計数値（光電ピーク成分）だけでなく、それに、シンチレータ１３内でコンプトン効果を生起したガンマ線の計数値（コンプトンエッジ成分）を加えて、ＲＩの分布をイメージングすることにより、上述したようにシンチレータ１３を使用頻度の高い比較的低エネルギーのガンマ線を放出する核種に合わせて薄く作っているにしても、光電ピーク成分だけでＲＩ分布をイメージングしていた従来よりも、 131Ｉ（光電ピーク；３６４ｋｅＶ）等のエネルギーが比較的高いガンマ線を放出する核種の検出効率を格段に向上させようとするものである。
【００１９】
このための本実施形態装置によるプレーナ像のイメージング手法の手順を図２に示している。まず、ウインドウ設定回路２０から光電ピーク成分計算回路１８に対して、光電ピーク成分を計算するために必要なメインとサブのエネルギーウインドウが投与核種に従って設定される（図５参照）。光電ピークは、投与した放射性同位元素に固有であり、例えば 131Ｉであれば、光電ピークは３６４ｋｅＶである。メインウインドウは、この光電ピークを中心として所定のエネルギー幅に設定される。また、メインウインドウの両側にそれぞれ光電ピークの１０％程度の幅でサブウインドウが設定される。
【００２０】
次に、コンプトンエッジのエネルギーがウインドウ設定回路２０で計算され、又は予め核種毎に計算されメモリ等に保管されているコンプトンエッジのエネルギーをウインドウ設定回路２０にロードする。この計算方法は次の通りである。周知の通り、シンチレータ１３にガンマ線が入射すると、光電効果、コンプトン効果、電子対生成という主に３種類の発光を導く現象を生起する。ここで取り扱うのは光電効果とコンプトン効果である。光電効果は、ガンマ線が入射するとその軌道上にある軌道電子が放出される現象である。また、コンプトン効果は、図３に示すように、ガンマ線１と電子３との弾性衝突により、ガンマ線１の入射エネルギーの一部が電子３に与えられて反跳電子として放出する現象であり、ガンマ線１の入射エネルギー（光電ピーク）を“Ｅ”、弾性衝突で散乱したガンマ線２の残留エネルギーを“Ｅ′”とすると、反跳電子３にはその損失エネルギーＥ′′（＝Ｅ−Ｅ′）が与えられる。この反跳電子３のエネルギーＥ′′に比例した光が発生する。
【００２１】
この反跳電子３のエネルギーＥ′′は、ｍe Ｃ2 を電子の質量エネルギー、θを散乱角として、
｛Ｅ／（１＋（ｍe Ｃ2 ／Ｅ（１− cosθ）））｝
で与えられる。このように反跳電子３のエネルギーＥ′′は、散乱角θが cosできいてくるので、図３に示すように、散乱角θが１８０゜の後方散乱で、最大波高値を示す。この最大波高値が、一般に、コンプトンエッジと呼ばれている。
【００２２】
従って、コンプトンエッジは、
｛Ｅ／（１＋（ｍe Ｃ2 ／２Ｅ））｝
で与えられる。
【００２３】
このコンプトンエッジに基づいて、ウインドウ設定回路２０から光電ピーク成分計算回路１８に対して、コンプトンエッジ成分を計算するために必要なメインとサブのエネルギーウインドウが投与核種に従って設定される（図６参照）。つまり、光電効果の場合と同様に、メインウインドウは、このコンプトンエッジを中心として所定のエネルギー幅に設定され、また、このメインウインドウの両側にそれぞれコンプトンエッジの８％程度の幅でサブウインドウが設定される。
【００２４】
次に、ウインドウ設定回路２０で設定されたエネルギーウインドウに従って、光電ピーク成分計算回路１８で光電ピーク成分がＴＥＷ法で計算され、またコンプトンエッジ成分計算回路１９でコンプトンエッジ成分がＴＥＷ法で計算される。つまり、まず、２つのサブウインドウの計数値とエネルギー軸とで作られ得る台形の面積がメインウインドウ内の散乱線量として推定され、この推定した散乱線量をメインウインドウ内の計数値合計から減算することにより、散乱線成分ンも除去されたいわゆるプライマリー光子成分として、光電ピーク成分（図５斜線部分）と、コンプトンエッジ成分（図６斜線部分）とがそれぞれ計算される。
【００２５】
これら光電ピーク成分とコンプトンエッジ成分とは加算回路２１で単純加算、つまり加重をかけないで加算され、それぞれの入射位置毎に対応した画像メモリ２２のアドレスに書き込まれる。全ての入射位置で同様の計算が行われて、ＲＩの投影分布、つまりプレーナ像が生成される。
【００２６】
このように光電ピーク成分だけでなく、コンプトンエッジ成分も使ってイメージングするので、シンチレータを使用頻度の高い比較的低エネルギーのガンマ線を放出する核種に合わせて薄く作っているにしても、光電ピーク成分だけを使ってイメージングを行っていた従来よりも、エネルギーが比較的高いガンマ線の検出効率を格段に向上することができる。
本発明は、上述した実施形態に限定されることなく、種々変形して実施可能である。
【００２７】
【発明の効果】
本発明によると、光電ピーク成分だけでなく、コンプトン成分も使ってイメージングを行うので、シンチレータを使用頻度の高い比較的低エネルギーのガンマ線を放出する核種に合わせて薄く作っているにしても、光電ピーク成分だけを使ってイメージングを行っていた従来よりも、エネルギーが比較的高いガンマ線の検出効率を格段に向上することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施形態に係る核医学診断装置の主要部の構成を示すブロック図。
【図２】本実施形態の動作フローを示す図。
【図３】シンチレータ内のコンプトン効果の説明図。
【図４】コンプトンエッジの原理説明図。
【図５】図１の光電ピーク成分の計算方法の説明図。
【図６】図１のコンプトン効果成分の計算方法の説明図。
【符号の説明】
１１…ガンマカメラ本体、
１２…コリメータ、
１３…シンチレータ、
１４…光電子増倍管、
１５…位置計算回路、
１６…波高分析回路、
１７…エネルギースペクトラム収集用メモリ回路、
１８…光電ピーク成分計算回路、
１９…コンプトンエッジ成分計算回路、
２０…ウインドウ設定回路、
２１…加算回路、
２２…画像メモリ。
Claims (6)
- 被検体に投与された放射性同位元素から放射されるガンマ線をシンチレータで光に変換してから検出し、この検出したガンマ線を計数し、この計数結果に基づいて前記放射性同位元素の体内分布を生成する核医学診断装置において、前記シンチレータ内で光電効果を生起するガンマ線の計数値に、前記シンチレータ内でコンプトン効果を生起するガンマ線の計数値を加えて、前記体内分布を生成することを特徴とする核医学診断装置。
- 被検体に投与された放射性同位元素から放射されるガンマ線をシンチレータで光に変換してから検出し、この検出したガンマ線を計数し、この計数結果に基づいて前記放射性同位元素の体内分布を生成する核医学診断装置において、前記シンチレータ内でコンプトン効果を生起するガンマ線の計数値に基づいて前記体内分布を生成することを特徴とする核医学診断装置。
- 前記シンチレータ内でコンプトン効果を生起するガンマ線の計数値をＴＥＷ法で求めることを特徴とする請求項１又は２に記載の核医学診断装置。
- 被検体に投与された放射性同位元素から放射されるガンマ線を検出し、このガンマ線の計数値に基づいて前記放射性同位元素の体内分布を生成する核医学診断装置において、
ガンマ線を光に変換するガンマ線−光変換手段と、
前記変換された光を電気信号に変換する光−電気変換手段と、
前記光−電気変換手段の出力に基づいて、ガンマ線の入射位置情報及びエネルギー値を求める演算手段と、
前記演算手段の出力するエネルギー値が、前記放射性同位元素から放射されるガンマ線のエネルギーを含むように設定された第１のメインウインドウ内にあるガンマ線の計数値を求める第１の計数手段と、
前記演算手段の出力するエネルギー値が、前記放射性同位元素から放射されるガンマ線のコンプトンエッジを含むように設定された第２のメインウインドウ内にあるガンマ線の計数値を求める第２の計数手段と、
前記第１の計数手段の出力する計数値と、前記第２の計数手段の出力する計数値とを加算する手段とを備えることを特徴とする核医学診断装置。 - 被検体に投与された放射性同位元素から放射されるガンマ線をシンチレータで光に変換してから検出することにより得られたガンマ線の計数値に基づいて、前記放射性同位元素の体内分布を生成する核医学診断用の画像処理方法において、
前記シンチレータ内で光電効果を生起するガンマ線の計数値に、前記シンチレータ内でコンプトン効果を生起するガンマ線の計数値を加えて、前記体内分布を生成することを特徴とする核医学診断用の画像処理方法。 - 被検体に投与された放射性同位元素から放射されるガンマ線をシンチレータで光に変換してから検出することにより得られたガンマ線のエネルギースペクトラムに基づいて、前記放射性同位元素の体内分布を生成する核医学診断用の画像処理方法において、
前記エネルギースペクトラムの中で、前記放射性同位元素から放射されるガンマ線のエネルギーを含むように設定された第１のメインウインドウ内の計数値の和を求め、
前記エネルギースペクトラムの中で、前記放射性同位元素から放射されるガンマ線のコンプトンエッジを含むように設定された第２のメインウインドウ内の計数値の和を求め、
前記第１のメインウインドウ内の計数値の和と、前記第２のメインウインドウ内の計数値の和とを加算することを特徴とする核医学診断用の画像処理方法。
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| JPH11337647A JPH11337647A (ja) | 1999-12-10 |
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1998
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