JP4353040B2

JP4353040B2 - ポジトロンｃｔ装置

Info

Publication number: JP4353040B2
Application number: JP2004276191A
Authority: JP
Inventors: 圭司北村
Original assignee: Shimadzu Corp
Current assignee: Shimadzu Corp
Priority date: 2004-09-22
Filing date: 2004-09-22
Publication date: 2009-10-28
Anticipated expiration: 2024-09-22
Also published as: JP2006090819A

Description

この発明は、被検体内に分布するポジトロン放出性ＲＩ（ラジオアイソトープ）の分布画像を撮影するポジトロンＣＴ装置に関する。

ポジトロンＣＴ装置では、被検体内のＲＩから放出されたポジトロンが消滅するときに２つのガンマ線が１８０°反対方向に放射することを利用する。被検体の体外に置かれた２つの検出器に同時にガンマ線が入射したことが検出されたとき、それらの検出器を結ぶ直線上にポジトロンが存在していたことがわかる。その直線はＬＯＲ（Line Of Response）と呼ばれ、被検体の特定の平面（スライス面）上では動径方向位置ｓと方位角φによって規定される。このスライス面上のすべてのＬＯＲの各々について同時計数し、データ収集する。こうして収集されたデータ集合はサイノグラムと呼ばれる（つまりサイノグラムは、（ｓ，φ）ごとに収集されたカウント数の集合である）。このサイノグラムを逆投影法などの画像再構成アルゴリズムで処理することにより、上記のスライス面でのポジトロン放出性ＲＩの濃度分布像（ＰＥＴ画像）が得られる。

被検体の体外でガンマ線の同時計数を検出する検出器としては、たとえば下記特許文献１にも示されているように、多数の放射線検出器をリング状に並べた検出器リングを、その中心軸方向の多層に重ねたマルチリング検出器が用いられている。マルチリング検出器では、各検出器リング内での同時計数に加えてリングを跨いだ２つの検出器リング間でも同時計数できる。一つのリング内でのＬＯＲはダイレクトＬＯＲと呼ばれ、リングを跨いだ２つの検出器リング間でのＬＯＲはクロスＬＯＲと呼ばれる。これらダイレクトＬＯＲとクロスＬＯＲは実質的には同一スライス面を通るものもあるので、これら同一スライス面を通るもの同士を束ねる方法も下記非特許文献１で提案されている（束ね方を規定する変数としてのｓｐａｎも提案されている）。
特開平１１−１０１８７４号公報 Fahey FH. "Data Acquisition in PET Imaging" Journal of Nuclear Medicine Technology, vol.30, No.2, pp39-49 (2002)

マルチリング検出器がカバーする被検体の体軸方向の領域は広いので、この広いボリュームでのＰＥＴ画像の撮影つまり３次元画像の撮影（３ＤポジトロンＣＴ撮影）が可能となる。この直接カバーする領域よりさらに体軸方向に広いボリュームの３Ｄ撮影を行うには、たとえば下記特許文献２に示されているように、マルチリング検出器に対して被検体を相対的に移動させる（被検体が載せられたベッドを移動させてもよいし、ベッドは固定しマルチリング検出器の側を移動させてもよい）。このような移動により被検体の全身での３Ｄ連続撮像も可能となる。
特開２００１−１９４４５９号公報

ところで、ポジトロン放出性核種は、図４に示すように、その放射能が時間経過とともに減衰する。そのため、データ収集後あるいは画像再構成後に画像のフレーム単位で減衰補正を行う方法や、データ収集時にたとえば１秒ごとに減衰補正係数を更新し、各イベントをサイノグラムに加算する際に、その係数をかけながら加算処理を行うリアルタイム補正法が考えられている。

しかし、前者の方法では、ベッドないしマルチリング検出器を移動させながら３Ｄ撮像を行う場合、画像フレームに異なる減衰のデータが含まれるため、正確な減衰補正が困難である。また、後者の方法では、イベントごとの補正となるので正確であるが、演算量が増大する問題があるし、減衰の大きいイベントにはより大きな重みをかけることになるため、加算後のサイノグラムのＳ／Ｎが劣化する。

この発明は、ベッドないしマルチリング検出器を移動させながら３Ｄ撮像を行う場合に、補正演算量を増大させず、サイノグラムのＳ／Ｎの劣化も引き起こさずに比較的正確な減衰補正を行うことができるように改善した、ポジトロンＣＴ装置を提供することを課題とする。

上記の目的を達成するため、請求項１記載の発明によれば、多数の放射線検出器をリング状に並べた検出器リングを多層に設けたマルチリング検出器と、該マルチリング検出器のリング内に挿入された被検体をマルチリング検出器に対して相対的にその軸方向に移動させる移動装置と、移動により重複することになる同一スライス・インデックスおよびリング差のサイノグラムについて加算しながら、上記マルチリング検出器の各リング内およびリング間での同時計数データを、スライス・インデックスおよびリング差で規定される各サイノグラムごとに収集するデータ収集装置と、上記の移動に伴って順次加算が終了するサイノグラム群ごとに、そのサイノグラム群に関しての加算開始時刻と加算時間とから核種の半減期を用いて求めた減衰補正係数により該サイノグラム群について減衰補正を行う減衰補正装置とが備えられることが特徴となっている。

請求項１記載のポジトロンＣＴ装置によれば、マルチリング検出器の各リング内およびリング間での同時計数データを収集する。そのデータ収集は、スライス・インデックスおよびリング差で規定される各サイノグラムごとに行う。そして、このマルチリング検出器のリング内に挿入される被検体をマルチリング検出器に対して相対的に移動させながら、この同時計数データ収集を行う。すると、この移動により、あるリングで検出された位置は、つぎのリングにより検出されるというように、検出位置が重複することになる。つまり、同じスライス・インデックスおよびリング差のサイノグラムで、重複してデータ収集がなされる。そこで、この同じスライス・インデックスおよびリング差のサイノグラムについてはデータを加算する。移動が進めば、マルチリング検出器全体がある検出位置より去っていき、その検出位置ではどのリングでも計数がなされなくなり、対応するサイノグラム群では加算が終了する。つまり、あるサイノグラム群については、移動に伴ってデータ加算が開始し、終了する。この移動によって加算が終了する一群のサイノグラムについてのデータ加算開始時刻および加算時間は、移動装置の設定情報あるいは移動装置で検出した実際の移動情報によって求めることができ、この加算開始時刻および加算時間を用いることにより、半減期から、そのサイノグラム群についての減衰補正係数を求めることができ、この減衰補正係数を用いてそのサイノグラム群についての減衰補正を行うことができる。加算が終了した一群のサイノグラムごとに減衰補正係数を求めて減衰補正するようにしているので、正確な減衰補正が可能であるとともに、イベントごとに減衰補正する場合に比べて、演算量は多くなく、データのＳ／Ｎの劣化も引き起こさない。

つぎに、この発明を実施したポジトロンＣＴ装置について図面を参照して説明する。

図１は、この発明の一実施例にかかるポジトロンＣＴ装置を示すブロック図である。多数の放射線検出器をリング状に配列してなる検出器リング１１が、そのリングの軸方向に多層に積層されてマルチリング検出器１０を形成している。このマルチリング検出器１０はガントリ１２内に収められ、ガントリ１２にはリングの中空部に対応するトンネル部が設けられる。このガントリ１２のトンネル部に被検者２０が順次挿入されていくように、被検者２０を載せたベッド２１がベッド移動装置２２によって移動させられる。

各検出器リング１１の軸方向での配列ピッチをｄとすると、このｄの整数分の１の移動ピッチでベッド２１を移動させることができるが、ここでは説明を簡単にするため、同じ距離ｄでステップ的に移動させるものとしている。なお、移動ピッチｄでのステップ的移動というのは、ｄだけ移動した後停止し、その停止している時間Δｔでデータ収集するということを繰り返すという移動を意味するだけでなく、連続的に移動させておき、距離ｄの間を移動する時間Δｔをそれぞれのステップでのデータ収集時間とすることをも意味する。

このベッド移動装置２２はＣＰＵ１８によって制御されている。このＣＰＵ１８に対して外部から、移動ピッチｄやステップ数ｎ（ｎ＝１，２，３，…）、移動速度あるいはデータ収集時間Δｔを入力すると、それにしたがってベッド移動装置２２の各種設定がなされる。

被検者２０内にはポジトロン放出性核種によって標識された薬剤が投与されており、その核種より放出されたポジトロンが消滅するとき２つのガンマ線が１８０°反対方向に放出される。この２つのガンマ線がマルチリング検出器１０のいずれか２つの検出器に同時入射したことが同時計数データ収集装置１３により検出され、データ収集メモリ１４において各サイノグラムごとのデータ収集がなされる。ベッド２１が移動することにより被検者２０の同じ位置でのデータが異なるサイノグラムで重複収集されることになるため、データ収集メモリ１４で、ベッド移動装置２２で検出した実際の移動についての情報に基づいてその重複するサイノグラムでデータを加算する。

マルチリング検出器１０では、各検出器リング１１の各々の中だけのダイレクトＬＯＲ以外に、検出器リング１１を跨ぐクロスＬＯＲでも同時計数データの収集ができる。検出器リング１１の数Ｎ＝４としたとき、図２の（ａ）に示すように、ＬＯＲは全部で７となり、それらのリングの軸方向の位置を、０，１，２，３とすると、各ＬＯＲはリング位置の組み合わせ（０，０）、（０，１）、…、（３，２）、（３，３）として表わすことができる。（０，０）、（１，１）、（２，２）および（３，３）がダイレクトＬＯＲであり、他はすべてクロスＬＯＲである。これらによって区別されたＬＯＲごとに同時計数データの収集が可能であるので、図２（ｂ）に示すようにＮ（この場合４）の２乗個のサイノグラムにつきデータ収集されることになる。

そこで、これらの各サイノグラムはｑ（ｓ，φ，ｒ，Δｒ）で表わすことができる。ｓ、φは先に述べたように動径方向位置と方位角であり、ｒ＝ｒ１＋ｒ２、Δｒ＝ｒ１−ｒ２である。ここでｒ１、ｒ２はリング位置（ここでは０、１，２，３）である。図２（ｂ）からも分る通り、ｒはリングの中心軸上の位置（単位はリング位置単位の半分）に対応したリング・インデックスとなっており、リング数をＮとすれば（２Ｎ−１）個の位置のそれぞれを表わし、Δｒはリング差で、ＬＯＲの傾きを示している。Δｒ＝０，±１、±２，…，±Δｒmaxとなる。Δｒの最大値Δｒmaxはこの場合（Ｎ−１）であるが、Ｎ個のリングのなかで連続するＭ個のリングの間でのみ同時計数するなら最大リング差Δｒmax＝Ｍ−１となる。

上で述べたように、ベッド２１をピッチｄでｎステップ（ｎ＝１、２、３、…）移動させると、その位置ｋ（ｋ＝０、１、２、…）ごとに上記の個数のサイノグラム群が順次得られる。これら位置ｋごとのサイノグラムｑｋ（ｓ，φ，ｒ，Δｒ）は、図３に示すように互いに大部分が重複するものとなる。すなわち、リングピッチｄと同じピッチｄでステップ移動させた場合、たとえばベッド位置（ｋ−１）でのリング・インデックス２のサイノグラムで収集されるデータの位置（リング中心軸上の位置）は、ベッド位置ｋでのリング・インデックス０のサイノグラムで収集される位置と同じになり、これらのサイノグラムは位置的にまったく重複する。

リング・インデックスｒはマルチリング検出器１０内のリング位置を基準として被検者２０の体軸上の位置を表わすものであるが、ベッド２１が移動する場合、このリング・インデックスは仮想的に拡張される。この仮想的に拡張されたリング・インデックスは被検者２０の体軸上の位置を表わすので、スライス・インデックスｈとすることができる。この場合、ｈ＝０，１，２，…，２（Ｎ＋ｎ−１）−１である。

この重複するサイノグラムにおいて、つまりスライス・インデックスｈとリング差Δｒを同じくするサイノグラムについては、データは上で述べたようにデータ収集メモリ１４においてリアルタイムに加算されて収集される。一般にスライス・インデックスｈのサイノグラムについては、Ｎ＝４（Δｒmax＝３）の場合、この加算は連続した４個のベッド位置ｋの期間のみ行われ、その期間を過ぎればもはや加算は行われない。ベッド位置ｋごとに加算が終了して収集データが確定したものとなるサイノグラム群Ｐｈ（ｓ，φ，Δｒ）は、図３の網掛け部分の７個つまり（２Ｎ−１）個のサイノグラムであり、つぎの数式１で表わされる。

なお、この数式における各変数はつぎの数式２で示される。

Δｒmaxは上記したように同時計数する最大リング差である。つまり、この数式１の意味は、あるベッド位置でのデータ収集・加算が終わった、スライス・インデックスｈで規定されるＰｈ（ｓ，φ，Δｒ）で表わされるサイノグラム群（図３の網掛け部分）は、ベッド位置ｋminから位置ｋmaxまでのＫ個のベッド位置での収集時間内に収集されたもの、ということである。

したがって、１ベッドステップあたりの収集時間はΔｔ（この時間Δｔは上で述べたようにＣＰＵ１８に直接入力されている場合もあるが、ＣＰＵ１８にベッド移動速度とサンプリングピッチｄとステップ数ｎしか入力されていない場合にはΔｔ＝サンプリングピッチｄ÷ベッド移動速度で求めることができる）であるから、この加算が終了したサイノグラム群Ｐｈ（ｓ，φ，Δｒ）についての減衰補正ファクターはつぎの数式３で示すものとなる。

ここでＴ1/2は核種の半減期である。すなわち、これは、図４に示す網掛け部分（位置ｋminからｋmaxまでのＫ×Δｔの期間）での放射能減衰曲線の積分値に対応する。この減衰補正ファクターを、その加算が終了したサイノグラム群Ｐｈ（ｓ，φ，Δｒ）に作用させることにより、これらのサイノグラム群について減衰補正することができる。

この減衰補正ファクターの算出およびそれを用いた減衰補正演算処理は、減衰補正装置１５（図１）により行われる。減衰補正ファクターは、ベッド移動装置２２からの信号により実際のベッド位置ｋminの時刻およびｋminからｋmaxまでの時間を求めて計算することもできるが、これらはＣＰＵ１８ないしベッド移動装置２２に入力した設定情報から分るのであらかじめ算出しておくこともできる。

加算終了したばかりのサイノグラム群Ｐｈ（ｓ，φ，Δｒ）がデータ収集メモリ１４から読み出されて減衰補正装置１５に送られ、上記の減衰補正ファクターが作用させられて減衰補正される。こうして減衰補正されたサイノグラム群Ｐｈ（ｓ，φ，Δｒ）は、画像演算装置１６に送られ、各サイノグラムについて画像再構成演算処理を受け、再構成されたＰＥＴ画像が画像表示装置１７によって表示される。

このように、マルチリング検出器１０に対して被検者２０を移動させながら、各サイノグラムについてデータ収集するとともにその収集したデータを重複するサイノグラムに関してリアルタイムで加算するようにし、加算が終わったサイノグラム群ごとに、その加算が行われる期間に対応した減衰補正係数を算出して、これをそのサイノグラム群に作用させて減衰補正するようにしているので、正確な減衰補正を行うことができる。また、イベントごとの減衰補正演算をしないため、演算量は少なく、データのＳ／Ｎの劣化もない。

なお、上記ではベッド２１（および被検者２０）を移動させることとしているが、ベッド２１（および被検者２０）は固定し、マルチリング検出器１０が収められたガントリ１２をベッド２１（および被検者２０）に対して移動させることもできる。また、ＣＰＵ１８はベッド移動装置２２を制御するほか全体の制御を行うものとし、減衰補正演算処理や画像再構成処理は減衰補正装置１５および画像再構成装置１６で行うようにしたが、これらの減衰補正演算処理や画像再構成処理もＣＰＵ１８で（ソフトウェア的に）行う構成とすることも可能である。さらに上記ではデータの束ねなし（ｓｐａｎ＝１）として説明したが、ｓｐａｎ＝７などとしてデータの束ねを行うこともでき、その場合にも束ねを取り入れた補正係数を同様に算出することができる。その他、具体的な構成などは、この発明の趣旨を逸脱しない範囲で、種々に変更可能である。

この発明のポジトロンＣＴ装置によれば、演算量が少なくかつデータのＳ／Ｎの劣化もなしに正確な減衰補正を行うことができる。

この発明の一実施例にかかるポジトロンＣＴ装置のブロック図。マルチリング検出器におけるＬＯＲとサイノグラム群とを説明するための模式図。ベッド移動する場合に収集されるサイノグラム群を説明するための模式図。放射能減衰曲線を示すグラフ。

符号の説明

１０……マルチリング検出器
１１……検出器リング
１２……ガントリ
１３……同時計数データ収集装置
１４……データ収集メモリ
１５……減衰補正装置
１６……画像再構成装置
１７……画像表示装置
１８……ＣＰＵ
２０……被検者
２１……ベッド
２２……ベッド移動装置

Claims

多数の放射線検出器をリング状に並べた検出器リングを多層に設けたマルチリング検出器と、該マルチリング検出器のリング内に挿入された被検体をマルチリング検出器に対して相対的にその軸方向に移動させる移動装置と、移動により重複することになる同一スライス・インデックスおよびリング差のサイノグラムについて加算しながら、上記マルチリング検出器の各リング内およびリング間での同時計数データを、スライス・インデックスおよびリング差で規定される各サイノグラムごとに収集するデータ収集装置と、上記の移動に伴って順次加算が終了するサイノグラム群ごとに、そのサイノグラム群に関しての加算開始時刻と加算時間とから核種の半減期を用いて求めた減衰補正係数により該サイノグラム群について減衰補正を行う減衰補正装置とを備えることを特徴とするポジトロンＣＴ装置。