JP4374983B2 - 核医学イメージング装置 - Google Patents
核医学イメージング装置 Download PDFInfo
- Publication number
- JP4374983B2 JP4374983B2 JP2003363776A JP2003363776A JP4374983B2 JP 4374983 B2 JP4374983 B2 JP 4374983B2 JP 2003363776 A JP2003363776 A JP 2003363776A JP 2003363776 A JP2003363776 A JP 2003363776A JP 4374983 B2 JP4374983 B2 JP 4374983B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- subject
- nuclear medicine
- imaging apparatus
- photomultiplier
- medicine imaging
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Fee Related
Links
Images
Landscapes
- Nuclear Medicine (AREA)
Description
本発明は、放射性同位元素が投与された被検者から放射されるγ線を検出して被検者における関心部位のＲＩ分布像を形成する核医学イメージング装置に係わり、特に、ＰＥＴ（Ｐｏｓｉｔｒｏｎ Ｅｍｉｓｓｉｏｎ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置の画質を向上させるため視野外からのγ線を除去する技術に関するものである。
核医学イメージング装置は、体内に取り込まれた放射性医薬品が体の各部に蓄積または沈着して放出するγ線を、体外より計測し画像化して診断に役立てる装置である。
核医学イメージング装置は、被検者の体内に分布した放射性同位元素の二次元分布を収集できるアンガー型のガンマカメラを体軸周りに回転させ、放射型ＣＴの原理によりＲＩ断層画像を得るＳＰＥＣＴ（Ｓｉｎｇｌｅ Ｐｈｏｔｏｎ Ｅｍｉｓｓｉｏｎ ＣＴ）が主流になっている。ＳＰＥＣＴは二次元検出器を回転させるので複数スライスの投影データを一度に収集、再構成でき、容易に三次元データを構成できる。ＳＰＥＣＴでは１個のフォトンを利用しているが、陽電子（Ｐｏｓｉｔｒｏｎ）が消滅する時に発生する１対のγ線（２個のフォトン）の発生を利用して画像化するＰＥＴ装置がある。
核医学イメージング装置は、被検者の体内に分布した放射性同位元素の二次元分布を収集できるアンガー型のガンマカメラを体軸周りに回転させ、放射型ＣＴの原理によりＲＩ断層画像を得るＳＰＥＣＴ（Ｓｉｎｇｌｅ Ｐｈｏｔｏｎ Ｅｍｉｓｓｉｏｎ ＣＴ）が主流になっている。ＳＰＥＣＴは二次元検出器を回転させるので複数スライスの投影データを一度に収集、再構成でき、容易に三次元データを構成できる。ＳＰＥＣＴでは１個のフォトンを利用しているが、陽電子（Ｐｏｓｉｔｒｏｎ）が消滅する時に発生する１対のγ線（２個のフォトン）の発生を利用して画像化するＰＥＴ装置がある。
ＰＥＴ装置は、被検者へ投与する放射線同位元素（以下ＲＩという）にポジトロン放出型のＲＩを用いたもので、図３に示すように、ポジトロン放出型ＲＩを投与された被検者１が、寝台７の天板４上に載せられ、操作卓１０の操作によってコントローラ９を介して天板駆動部８で装置のガントリ６内の中央のトンネル内位置に送られる。シンチレータ２ａ、ライトガイド２ｂ、フォトマルチプライヤ２ｃから構成される多数の検出部２が、装置のトンネル円周部に被検者１の周りに沿って被検者１を取り囲むようにしてリング状に配設されている。検出部２は、被検者１から放射されるγ線が入射することにより発光するシンチレータ２ａにライトガイド２ｂを介してシンチレータ２ａから放出される光を受光して光電変換信号を出力するフォトマルチプライヤ２ｃが組合わされている。
そして、操作卓１０の操作によりコントローラ９を介して、入射位置データ処理部１１が制御され、各フォトマルチプライヤ２ｃより出力される光電変換信号から各フォトマルチプライヤ２ｃに入射した光エネルギー量が求められるとともに、この求められた光エネルギー量に基づきＲＩ分布像作成用のγ線入射位置データが算出される。そして、入射位置データ処理部１１で算出されたγ線入射位置データにしたがって、被検者１の関心部位のＲＩ分布像が作成される。ＰＥＴ装置の場合、入射位置データ処理部１１で収集された多数のガンマ線データにしたがって、画像構成部１２で画像再構成が行われ、ＲＩ分布ＣＴ像が作成され画像表示部１３に表示される（例えば、特許文献１参照。）。
特開２００２−２６７７５７号公報 （第８頁、第１図）
そして、操作卓１０の操作によりコントローラ９を介して、入射位置データ処理部１１が制御され、各フォトマルチプライヤ２ｃより出力される光電変換信号から各フォトマルチプライヤ２ｃに入射した光エネルギー量が求められるとともに、この求められた光エネルギー量に基づきＲＩ分布像作成用のγ線入射位置データが算出される。そして、入射位置データ処理部１１で算出されたγ線入射位置データにしたがって、被検者１の関心部位のＲＩ分布像が作成される。ＰＥＴ装置の場合、入射位置データ処理部１１で収集された多数のガンマ線データにしたがって、画像構成部１２で画像再構成が行われ、ＲＩ分布ＣＴ像が作成され画像表示部１３に表示される（例えば、特許文献１参照。）。
従来の核医学イメージング装置は以上のように構成されているが、ＰＥＴ装置においては通常、撮影視野外からのγ線を遮断する手段が無く、ＰＥＴ測定において偶発同時計数や散乱同時計数を増加させる原因になっている。視野外からのγ線を減少させる方法としては、ＰＥＴ装置のトンネルの入口に頭部のみ入る薄いドーナツ状の板を配置し、頭部測定時に腹部からのγ線を減少させる、いわゆるエンドシールドが考案され用いられることがあった。しかし、このシールドは頭部測定に限定されるため、ＰＥＴ測定で最も多く用いられる18Ｆ‐ＦＤＧ（ｆｌｕｏｒｏｄｅｏｘｙｇｌｕｃｏｓｅ：ブドウ糖の誘導体）を用いた全身測定を行うことができないため、臨床的に余り有効でなかった。18Ｆ‐ＦＤＧを心筋エネルギー代謝トレーサとして使う場合を例にとれば、ほかの代謝トレーサが代謝による洗い出しを計測するのに対し、ＦＤＧ検査は心筋への蓄積を観察するもので、ＦＤＧはグルコース‐６リン酸以降の代謝を受けず細胞内に留まる。そして、ＦＤＧの心筋集積速度は緩やかで、定常状態になるまで最低４０分は必要であり、ダイナミックスキャンは１時間を要する。このデータから心筋ブドウ糖代謝率が算出される。コントラストの高い鮮明な、集積後の変化が少ない画像が要求される。
このため、被検者１を取り囲むように鉛のトンネルを寝台７の天板４上に配置するいわゆるボディーシールドも提案されているが、天板４上の加工を必要とする上、被検者１に対し安全面で実用的ではなかった。
本発明は、このような事情に鑑みてなされたものであって、ＰＥＴ装置の視野外γ線による偶発同時計数や乱数同時計数を減少させ、画質を向上させて全身測定を可能にし、かつ、被検者に対し安全に視野外γ線を遮蔽することができる核医学イメージング装置を提供することを目的とする。
このため、被検者１を取り囲むように鉛のトンネルを寝台７の天板４上に配置するいわゆるボディーシールドも提案されているが、天板４上の加工を必要とする上、被検者１に対し安全面で実用的ではなかった。
本発明は、このような事情に鑑みてなされたものであって、ＰＥＴ装置の視野外γ線による偶発同時計数や乱数同時計数を減少させ、画質を向上させて全身測定を可能にし、かつ、被検者に対し安全に視野外γ線を遮蔽することができる核医学イメージング装置を提供することを目的とする。
上記の目的を達成するため、本発明の核医学イメージング装置は、放射性同位元素が投与された被検者を載せる寝台と、投与された被検者から放射されるγ線が入射して発光するシンチレータとそのシンチレータから放出される光を受光して光電変換信号を出力するフォトマルチプライヤとが組み合わされたγ線検出手段と、各フォトマルチプライヤより出力される光電変換信号に基づいて各フォトマルチプライヤに入射した光エネルギー量を求めるとともに、この求められた光エネルギー量に基づいてＲＩ分布像作成用のγ線入射位置データを求める入射位置データ処理手段とを備えた核医学イメージング装置において、被検者を載せた前記寝台の撮像視野における体軸方向の視野外にフレキシブルなγ線遮蔽体を備えたものである。
また、本発明の核医学イメージング装置は、ポジトロン放出型の放射性同位元素が投与された被検者を載せる寝台と、被検者を挟んで対向配置されポジトロンの消滅に伴って同時に発生し反対方向に向かって被検者から放射される二つの消滅γ線が同時に入射して発光するシンチレータと、そのシンチレータから放出される光を受光して光電変換信号を出力するフォトマルチプライヤとが組み合わされたγ線検出手段と、各フォトマルチプライヤより出力される光電変換信号に基づいて各フォトマルチプライヤに入射した光エネルギー量を求めるとともに、この求められた光エネルギー量に基づいてＲＩ分布像作成用のγ線入射位置データを求める入射位置データ処理手段とを備えた核医学イメージング装置において、被検者を載せた前記寝台の撮像視野における体軸方向の視野外にフレキシブルなγ線遮蔽体を備えたものである。
また、本発明の核医学イメージング装置は、請求項１または請求項２記載の装置において、フレキシブルなγ線遮蔽体を複数のγ線遮蔽体で構成したものである。
また、本発明の核医学イメージング装置は、請求項１または請求項２記載の装置において、フレキシブルなγ線遮蔽体を垂直方向に短冊状に形成したものである。
また、本発明の核医学イメージング装置は、請求項１または請求項２記載の装置において、フレキシブルなγ線遮蔽体を水平方向に帯状に形成したものである。
本発明の核医学イメージング装置は上記のように構成されており、被検者の体内に分布した放射性同位元素の二次元分布をガンマカメラで収集し、また体軸周りに回転させ、放射型ＣＴの原理によりＲＩ断層画像を得るＳＰＥＣＴ、または、ポジトロン放出型ＲＩを投与された被検者が、装置の中央トンネル内の円周部に多数のγ線検出器がリング状に配設された位置に送られ、被検者の３次元のＲＩ分布像の経過変化画像を得るＰＥＴ装置において、被検者を載せた寝台の撮像視野における体軸方向の視野外に、視野外から放射されるγ線を検出器に入射させないようにフレキシブルなγ線遮蔽体を備える。視野外からのγ線をさらに減少させるために、γ線遮蔽体を体軸方向に複数設ける。そして、γ線遮蔽体を垂直方向に短冊状に、または、水平方向に帯状に形成し、被検者に対し優しくなるようにフレキシブルにする。
本発明の核医学イメージング装置は上記のように構成されており、従来の装置では撮影視野外からのγ線を遮断する手段が無く、ＰＥＴ測定において偶発同時計数や散乱同時計数を増加させ、得られた画像の鮮明度を低下させていた。これに対し本装置では被検者を載せた寝台の撮像視野における体軸方向の視野外に、視野外から放射されるγ線を検出器に入射させないように、フレキシブルなγ線遮蔽体を備えているので、ＲＩの心筋集積速度が緩やかで、定常状態になるまで長時間を必要とする１８Ｆ‐ＦＤＧなどを用いた心筋エネルギー代謝トレーサ検査の装置として有効である。遮蔽体を短冊形、または帯状にし、また遮蔽体の材料にタングステンなどを練り込んだフレキシブルな樹脂や鉛などが用いられるので、被検者に安全であり実用的であり、体軸方向視野の両側にも装備することができ、その効果をより高いものにすることができる。
核医学イメージング装置の被検者を載せる寝台の体軸方向における撮影視野外に、撮影視野外からのγ線を遮断するフレキシブルなγ線遮蔽体を装備し、鮮明な画像を得ることができる装置を実現した。
図１は、本発明の核医学イメージング装置の１実施例を示す図であり、図２は、本核医学イメージング装置にフレキシブルγ線シールド１４を装備した斜視図を示す。
本発明の核医学イメージング装置は、ポジトロン放出型の放射性同位元素（ＲＩ）を投与された被検者１を載せ操作卓１０の操作によりコントローラ９を介して天板駆動部８でガントリ６のトンネル内に送られる天板４を有する寝台７と、被検者１を載せた天板４の撮像視野における体軸方向の視野外にシールドスタンド３を介して設けられγ線を遮蔽するフレキシブルなフレキシブルγ線シールド１４と、被検者１を挟んで対向配置されポジトロンの消滅に伴って同時に発生し反対方向に向かって被検者１のＲＩから放射される二つの消滅γ線が同時に入射して発光するシンチレータ２ａとその光をライトガイド２ｂを介して受光し光電変換信号を出力するフォトマルチプライヤ２ｃとが組み合わされたγ線の検出部２と、各フォトマルチプライヤ２ｃより出力される光電変換信号に基づいて各フォトマルチプライヤ２ｃに入射した光エネルギー量と位置データを算出する入射位置データ処理部１１と、この算出されたデータに基づきＲＩ分布画像を再構成する画像構成部１２と、その画像をモニタに表示する画像表示部１３とから構成される。
本発明の核医学イメージング装置は、ポジトロン放出型の放射性同位元素（ＲＩ）を投与された被検者１を載せ操作卓１０の操作によりコントローラ９を介して天板駆動部８でガントリ６のトンネル内に送られる天板４を有する寝台７と、被検者１を載せた天板４の撮像視野における体軸方向の視野外にシールドスタンド３を介して設けられγ線を遮蔽するフレキシブルなフレキシブルγ線シールド１４と、被検者１を挟んで対向配置されポジトロンの消滅に伴って同時に発生し反対方向に向かって被検者１のＲＩから放射される二つの消滅γ線が同時に入射して発光するシンチレータ２ａとその光をライトガイド２ｂを介して受光し光電変換信号を出力するフォトマルチプライヤ２ｃとが組み合わされたγ線の検出部２と、各フォトマルチプライヤ２ｃより出力される光電変換信号に基づいて各フォトマルチプライヤ２ｃに入射した光エネルギー量と位置データを算出する入射位置データ処理部１１と、この算出されたデータに基づきＲＩ分布画像を再構成する画像構成部１２と、その画像をモニタに表示する画像表示部１３とから構成される。
本発明の核医学イメージング装置と従来の装置と異なるところは、従来の装置が、図３に示すように、撮像視野における被検者１体内のＲＩと、撮影視野以外におけるＲＩとの両γ線が、シンチレータ２ａに入射し検出部２で検出されるので、撮影視野以外の不必要なγ線のノイズによってＲＩ分布画像の画質が低下してしまうが、これに対し本核医学イメージング装置は、ガントリ６側面にシールドスタンド３を設け、体軸方向の視野外からのγ線を遮蔽するために、フレキシブルなフレキシブルγ線シールド１４が、被検者１の対軸方向にシールドスタンド３に装備される。これにより撮影視野以外からのγ線が遮蔽され、鮮明なＲＩ分布画像が得られる。
次に本核医学イメージング装置の各構成部について説明する。
寝台７は、上部にガントリ６の中央のトンネル方向に移動できる天板４を有し、ポジトロン放出型の放射性同位元素（ＲＩ）を投与された被検者１が載せられ、操作卓１０の操作によりコントローラ９を介して天板駆動部８でガントリ６のトンネル内に送られる。
シールドスタンド３は、被検者１が送られるガントリ６の側面の片側（入口）、又は両側に、検査室の床から上方にスタンド状にセットされ、上部にフレキシブルγ線シールド１４を装備できる構造にされる。シールドスタンド３の上部は、その一部がガントリ６の中央のトンネル内に挿入できる円筒状に形成され、その円筒の中に被検者１を載せた天板４が搬送できる大きさに作られる。
フレキシブルγ線シールド１４は、被検者１を載せた天板４の撮像視野における体軸方向の視野外に、シールドスタンド３に装備され、γ線を遮蔽するフレキシブルな構造のエンドシールドである。フレキシブルγ線シールドは、γ線吸収係数の高いタングステンの板（約１ｍｍ厚）を３ｃｍ角の大きさに切り、これを布のポケットに入れた構造とする。また、タングステンを練り込んだフレキシブルな樹脂や、鉛板などでも可能である。
その結果、これまで危険であった１枚板のγ線遮蔽板がフレキシブルな構造になり被検者１と接触しても安全な構造となる。このタングステンのカーテンを体軸方向に数層重ねることにより、数ｍｍ厚のタングステン板とほぼ同じγ線遮蔽能をもつことが可能となる。
図２に示すフレキシブルγ線シールド１４の構造は、ガントリ６の入口側面に設けられた図１に示すシールドスタンド３に、フレキシブルなγ線遮蔽体を垂直方向に短冊状に吊るしたものである。小さな短冊状にして吊るすことにより、シールドが被検者１の上に落ちた場合でも被検者１が怪我をすることがない。また、フレキシブルγ線シールド１４をガントリ６の入口側面に設けられた図１に示すシールドスタンド３に、フレキシブルなγ線遮蔽体を水平方向に帯状に吊るしてもよい。そして、フレキシブルγ線シールド１４を体軸方向に複数個吊るすことにより、撮影視野以外からのγ線がシンチレータ２ａに入射することがなくなり、鮮明な撮影視野内のＲＩ分布画像が得られる。
検出部２は、ガントリ６のトンネル円周部上に保持され、被検者１を挟んで対向配置されポジトロンの消滅に伴って同時に発生し反対方向に向かって被検者１のＲＩから放射される二つの消滅γ線が、同時に入射して発光するシンチレータ２ａと、その光をライトガイド２ｂを介して受光し光電変換信号を出力するフォトマルチプライヤ２ｃとで構成される。
ＲＥＴでは消滅フォトンの５１１ｋｅＶのエネルギーに対して高い検出効率を有し、同時計数を精度良く行うために高い時間分解能を有するＢＧＯ結晶がシンチレータ２ａとして用いられる。そして、フォトマルチプライヤ２ｃとして２本が一つのチューブに封入されたものを用い、これにライトガイド２ｂを介して短冊状のＢＧＯのシンチレータ２ａを平面方向に６個、対軸方向に８個、計４８個並べたブロック型検出器を構成する。これを一つの検出器ユニットとして円周上に配置している。また、体軸方向にも積み重ねることによって体軸方向の視野を大きくすることができる。
そして、γ線がシンチレータ２ａに入射すると入射した部分のシンチレータ２ａが発光し、その光がフォトマルチプライヤ２ｃに入力され、そこで増幅される。そして発光したシンチレータのＸ位置信号とＹ位置信号と光強度のパルス波高信号のＺ信号がインターフェースに入力される。
入射位置データ処理部１１は、各フォトマルチプライヤ２ｃより出力される光電変換信号に基づいて各フォトマルチプライヤ２ｃに入射した光エネルギー量（Ｚ信号）と位置データ（Ｘ位置信号とＹ位置信号）を算出する。このとき多数の小型検出器の出力信号から一定時間のタイムウインドウに入ったペアを見つけ出し、これを２つの消滅フォトンによる同時計数であると判断する同時計数回路が設けられる。また、偶発同時計数を補正するために遅延同時計数を計測する回路が設けられる。そして、光エネルギー量（Ｚ信号）は、フォトマルチプライヤ２ｃからの出力信号（Ｚ信号）の大きさが、入射したγ線のエネルギーに比例するので、波高弁別回路によりエネルギー量が算出される。位置データ（Ｘ位置信号とＹ位置信号）は、シンチレータ２ａの発光が場所に応じてそれぞれのフォトマルチプライヤ２ｃに到達する量が変わるので、それによってＸ位置とＹ位置が算出される。
画像構成部１２は、入射位置データ処理部１１からの出力信号が中央演算装置に入力され、主記憶装置と演算装置と制御装置によって、画像構成プログラムを実行し信号処理を行ってＲＩ分布画像を構成する。そして、外部記憶装置の磁気ディスク、磁気テープ、光ディスクなどを用いて画像データが連続して収集、記憶される。
画像表示部１３は、画像構成部１２からの出力により、被検者１の撮影視野のＲＩ分布画像がカラーモニタ上に表示される。必要によりハードコピー装置によって印画紙やフィルムなどに転写される。
寝台７は、上部にガントリ６の中央のトンネル方向に移動できる天板４を有し、ポジトロン放出型の放射性同位元素（ＲＩ）を投与された被検者１が載せられ、操作卓１０の操作によりコントローラ９を介して天板駆動部８でガントリ６のトンネル内に送られる。
シールドスタンド３は、被検者１が送られるガントリ６の側面の片側（入口）、又は両側に、検査室の床から上方にスタンド状にセットされ、上部にフレキシブルγ線シールド１４を装備できる構造にされる。シールドスタンド３の上部は、その一部がガントリ６の中央のトンネル内に挿入できる円筒状に形成され、その円筒の中に被検者１を載せた天板４が搬送できる大きさに作られる。
フレキシブルγ線シールド１４は、被検者１を載せた天板４の撮像視野における体軸方向の視野外に、シールドスタンド３に装備され、γ線を遮蔽するフレキシブルな構造のエンドシールドである。フレキシブルγ線シールドは、γ線吸収係数の高いタングステンの板（約１ｍｍ厚）を３ｃｍ角の大きさに切り、これを布のポケットに入れた構造とする。また、タングステンを練り込んだフレキシブルな樹脂や、鉛板などでも可能である。
その結果、これまで危険であった１枚板のγ線遮蔽板がフレキシブルな構造になり被検者１と接触しても安全な構造となる。このタングステンのカーテンを体軸方向に数層重ねることにより、数ｍｍ厚のタングステン板とほぼ同じγ線遮蔽能をもつことが可能となる。
図２に示すフレキシブルγ線シールド１４の構造は、ガントリ６の入口側面に設けられた図１に示すシールドスタンド３に、フレキシブルなγ線遮蔽体を垂直方向に短冊状に吊るしたものである。小さな短冊状にして吊るすことにより、シールドが被検者１の上に落ちた場合でも被検者１が怪我をすることがない。また、フレキシブルγ線シールド１４をガントリ６の入口側面に設けられた図１に示すシールドスタンド３に、フレキシブルなγ線遮蔽体を水平方向に帯状に吊るしてもよい。そして、フレキシブルγ線シールド１４を体軸方向に複数個吊るすことにより、撮影視野以外からのγ線がシンチレータ２ａに入射することがなくなり、鮮明な撮影視野内のＲＩ分布画像が得られる。
検出部２は、ガントリ６のトンネル円周部上に保持され、被検者１を挟んで対向配置されポジトロンの消滅に伴って同時に発生し反対方向に向かって被検者１のＲＩから放射される二つの消滅γ線が、同時に入射して発光するシンチレータ２ａと、その光をライトガイド２ｂを介して受光し光電変換信号を出力するフォトマルチプライヤ２ｃとで構成される。
ＲＥＴでは消滅フォトンの５１１ｋｅＶのエネルギーに対して高い検出効率を有し、同時計数を精度良く行うために高い時間分解能を有するＢＧＯ結晶がシンチレータ２ａとして用いられる。そして、フォトマルチプライヤ２ｃとして２本が一つのチューブに封入されたものを用い、これにライトガイド２ｂを介して短冊状のＢＧＯのシンチレータ２ａを平面方向に６個、対軸方向に８個、計４８個並べたブロック型検出器を構成する。これを一つの検出器ユニットとして円周上に配置している。また、体軸方向にも積み重ねることによって体軸方向の視野を大きくすることができる。
そして、γ線がシンチレータ２ａに入射すると入射した部分のシンチレータ２ａが発光し、その光がフォトマルチプライヤ２ｃに入力され、そこで増幅される。そして発光したシンチレータのＸ位置信号とＹ位置信号と光強度のパルス波高信号のＺ信号がインターフェースに入力される。
入射位置データ処理部１１は、各フォトマルチプライヤ２ｃより出力される光電変換信号に基づいて各フォトマルチプライヤ２ｃに入射した光エネルギー量（Ｚ信号）と位置データ（Ｘ位置信号とＹ位置信号）を算出する。このとき多数の小型検出器の出力信号から一定時間のタイムウインドウに入ったペアを見つけ出し、これを２つの消滅フォトンによる同時計数であると判断する同時計数回路が設けられる。また、偶発同時計数を補正するために遅延同時計数を計測する回路が設けられる。そして、光エネルギー量（Ｚ信号）は、フォトマルチプライヤ２ｃからの出力信号（Ｚ信号）の大きさが、入射したγ線のエネルギーに比例するので、波高弁別回路によりエネルギー量が算出される。位置データ（Ｘ位置信号とＹ位置信号）は、シンチレータ２ａの発光が場所に応じてそれぞれのフォトマルチプライヤ２ｃに到達する量が変わるので、それによってＸ位置とＹ位置が算出される。
画像構成部１２は、入射位置データ処理部１１からの出力信号が中央演算装置に入力され、主記憶装置と演算装置と制御装置によって、画像構成プログラムを実行し信号処理を行ってＲＩ分布画像を構成する。そして、外部記憶装置の磁気ディスク、磁気テープ、光ディスクなどを用いて画像データが連続して収集、記憶される。
画像表示部１３は、画像構成部１２からの出力により、被検者１の撮影視野のＲＩ分布画像がカラーモニタ上に表示される。必要によりハードコピー装置によって印画紙やフィルムなどに転写される。
次に、本核医学イメージング装置の動作について説明する。
被検者１が寝台７の天板４に載せられ、ポジトロン放出型の放射性同位元素（ＲＩ）の18Ｆ‐ＦＤＧ（ｆｌｕｏｒｏｄｅｏｘｙｇｌｕｃｏｓｅ：ブドウ糖の誘導体）が投与される。そして、操作卓１０の操作によりコントローラ９を介して天板駆動部８で、ガントリ６のトンネル内に送られる。
ガントリ６の側面入口に配置されたシールドスタンド３に、遮蔽体を短冊形、または帯状にし、また遮蔽体の材料にタングステンなどを練り込んだフレキシブルな樹脂や鉛などで作られた複数のフレキシブルγ線シールド１４をシールドスタンド３に吊るす。これにより撮影視野外からのγ線が遮蔽される。
そして、18Ｆ‐ＦＤＧ（ｆｌｕｏｒｏｄｅｏｘｙｇｌｕｃｏｓｅ：ブドウ糖の誘導体）を用いた全身測定が行われる。ＦＤＧ検査の心筋集積速度は緩やかで、定常状態になるまで最低４０分はかかる。ダイナミックスキャンは１時間を要する。
この間、被検者１のＲＩから放射される二つの消滅γ線が同時にシンチレータ２ａに入射して発光し、その光がライトガイド２ｂを介してフォトマルチプライヤ２ｃで受光され、光電変換信号が入射位置データ処理部１１に入力される。このとき多数の小型検出器の出力信号から一定時間のタイムウインドウに入ったペアを同時計数回路で見つけ出し、これを２つの消滅フォトンによる同時計数であると判断する。また、偶発同時計数を補正するために遅延同時計数を計測する回路が設けられている。各フォトマルチプライヤ２ｃより出力される光電変換信号に基づいて入射した光エネルギー量（Ｚ信号）と位置データ（Ｘ位置信号とＹ位置信号）が算出される。そして、画像構成部１２で入射位置データ処理部１１からの出力信号が中央演算装置に入力され、画像構成プログラムが実行され信号処理を行ってＲＩ分布画像が構成される。そして、画像データが連続して記憶装置に収集、記憶される。このデータから心筋ブドウ糖代謝率が算出される。同時に画像表示部１３に被検者１の撮影視野のＲＩ分布画像がカラーモニタ上に表示される。
被検者１が寝台７の天板４に載せられ、ポジトロン放出型の放射性同位元素（ＲＩ）の18Ｆ‐ＦＤＧ（ｆｌｕｏｒｏｄｅｏｘｙｇｌｕｃｏｓｅ：ブドウ糖の誘導体）が投与される。そして、操作卓１０の操作によりコントローラ９を介して天板駆動部８で、ガントリ６のトンネル内に送られる。
ガントリ６の側面入口に配置されたシールドスタンド３に、遮蔽体を短冊形、または帯状にし、また遮蔽体の材料にタングステンなどを練り込んだフレキシブルな樹脂や鉛などで作られた複数のフレキシブルγ線シールド１４をシールドスタンド３に吊るす。これにより撮影視野外からのγ線が遮蔽される。
そして、18Ｆ‐ＦＤＧ（ｆｌｕｏｒｏｄｅｏｘｙｇｌｕｃｏｓｅ：ブドウ糖の誘導体）を用いた全身測定が行われる。ＦＤＧ検査の心筋集積速度は緩やかで、定常状態になるまで最低４０分はかかる。ダイナミックスキャンは１時間を要する。
この間、被検者１のＲＩから放射される二つの消滅γ線が同時にシンチレータ２ａに入射して発光し、その光がライトガイド２ｂを介してフォトマルチプライヤ２ｃで受光され、光電変換信号が入射位置データ処理部１１に入力される。このとき多数の小型検出器の出力信号から一定時間のタイムウインドウに入ったペアを同時計数回路で見つけ出し、これを２つの消滅フォトンによる同時計数であると判断する。また、偶発同時計数を補正するために遅延同時計数を計測する回路が設けられている。各フォトマルチプライヤ２ｃより出力される光電変換信号に基づいて入射した光エネルギー量（Ｚ信号）と位置データ（Ｘ位置信号とＹ位置信号）が算出される。そして、画像構成部１２で入射位置データ処理部１１からの出力信号が中央演算装置に入力され、画像構成プログラムが実行され信号処理を行ってＲＩ分布画像が構成される。そして、画像データが連続して記憶装置に収集、記憶される。このデータから心筋ブドウ糖代謝率が算出される。同時に画像表示部１３に被検者１の撮影視野のＲＩ分布画像がカラーモニタ上に表示される。
上記の実施例では、シールドスタンド３とフレキシブルγ線シールド１４が、ガントリ６の入口側だけにセットされた場合を説明したが、ガントリ６の反対側面の被検者１の頭部側にもセットし、両方の撮影視野外からのγ線を遮蔽するようにしても良い。
また、シールスタンド３は分解可能に構成し、必要により装備するようにしても良い。
また、フレキシブルγ線シールド１４は、シールスタンド３の上部に巻揚げ可能な方式にして、フレキシブルγ線シールド１４を検査時に上部から巻き下げできるようにしても良い。
また、上記の実施例では、ＰＥＴ装置について説明したが、ＳＰＥＣＴ装置についても同様に適用することができる。
また、シールスタンド３は分解可能に構成し、必要により装備するようにしても良い。
また、フレキシブルγ線シールド１４は、シールスタンド３の上部に巻揚げ可能な方式にして、フレキシブルγ線シールド１４を検査時に上部から巻き下げできるようにしても良い。
また、上記の実施例では、ＰＥＴ装置について説明したが、ＳＰＥＣＴ装置についても同様に適用することができる。
１ 被検者
２ 検出部
２ａ シンチレータ
２ｂ ライトガイド
２ｃ フォトマルチプライヤ
３ シールドスタンド
４ 天板
６ ガントリ
７ 寝台
８ 天板駆動部
９ コントローラ
１０ 操作卓
１１ 入射位置データ処理部
１２ 画像構成部
１３ 画像表示部
１４ フレキシブルγ線シールド
２ 検出部
２ａ シンチレータ
２ｂ ライトガイド
２ｃ フォトマルチプライヤ
３ シールドスタンド
４ 天板
６ ガントリ
７ 寝台
８ 天板駆動部
９ コントローラ
１０ 操作卓
１１ 入射位置データ処理部
１２ 画像構成部
１３ 画像表示部
１４ フレキシブルγ線シールド
Claims (5)
- 放射性同位元素が投与された被検者を載せる寝台と、投与された被検者から放射されるγ線が入射して発光するシンチレータとそのシンチレータから放出される光を受光して光電変換信号を出力するフォトマルチプライヤとが組み合わされたγ線検出手段と、各フォトマルチプライヤより出力される光電変換信号に基づいて各フォトマルチプライヤに入射した光エネルギー量を求めるとともに、この求められた光エネルギー量に基づいてＲＩ分布像作成用のγ線入射位置データを求める入射位置データ処理手段とを備えた核医学イメージング装置において、被検者を載せた前記寝台の撮像視野における体軸方向の視野外にフレキシブルなγ線遮蔽体を備えたことを特徴とする核医学イメージング装置。
- ポジトロン放出型の放射性同位元素が投与された被検者を載せる寝台と、被検者を挟んで対向配置されポジトロンの消滅に伴って同時に発生し反対方向に向かって被検者から放射される二つの消滅γ線が同時に入射して発光するシンチレータと、そのシンチレータから放出される光を受光して光電変換信号を出力するフォトマルチプライヤとが組み合わされたγ線検出手段と、各フォトマルチプライヤより出力される光電変換信号に基づいて各フォトマルチプライヤに入射した光エネルギー量を求めるとともに、この求められた光エネルギー量に基づいてＲＩ分布像作成用のγ線入射位置データを求める入射位置データ処理手段とを備えた核医学イメージング装置において、被検者を載せた前記寝台の撮像視野における体軸方向の視野外にフレキシブルなγ線遮蔽体を備えたことを特徴とする核医学イメージング装置。
- フレキシブルなγ線遮蔽体を体軸方向に複数のγ線遮蔽体で構成したことを特徴とする請求項１または請求項２記載の核医学イメージング装置。
- フレキシブルなγ線遮蔽体を垂直方向に短冊状に形成したことを特徴とする請求項１または請求項２記載の核医学イメージング装置。
- フレキシブルなγ線遮蔽体を水平方向に帯状に形成したことを特徴とする請求項１または請求項２記載の核医学イメージング装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2003363776A JP4374983B2 (ja) | 2003-10-23 | 2003-10-23 | 核医学イメージング装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2003363776A JP4374983B2 (ja) | 2003-10-23 | 2003-10-23 | 核医学イメージング装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2005127866A JP2005127866A (ja) | 2005-05-19 |
| JP4374983B2 true JP4374983B2 (ja) | 2009-12-02 |
Family
ID=34642992
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2003363776A Expired - Fee Related JP4374983B2 (ja) | 2003-10-23 | 2003-10-23 | 核医学イメージング装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP4374983B2 (ja) |
Families Citing this family (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2007218768A (ja) * | 2006-02-17 | 2007-08-30 | Shimadzu Corp | ポジトロン放射断層撮影装置 |
-
2003
- 2003-10-23 JP JP2003363776A patent/JP4374983B2/ja not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP2005127866A (ja) | 2005-05-19 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP6298451B2 (ja) | 画像処理システム及び画像処理方法 | |
| Patton et al. | Coincidence imaging with a dual-head scintillation camera | |
| US11510636B2 (en) | System and method for positron emission tomography | |
| EP1639945A1 (en) | Radiation imaging apparatus and nuclear medicine diagnosis apparatus using the same | |
| US6303935B1 (en) | Combination PET/SPECT nuclear imaging system | |
| JP5610248B2 (ja) | 放射線断層撮影装置 | |
| KR101542836B1 (ko) | 양전자방출 단층촬영장치용 검출기 및 이를 이용한 양전자방출 단층촬영 시스템 | |
| JP5195935B2 (ja) | 放射線断層撮影装置 | |
| JP5024182B2 (ja) | 断層撮影装置 | |
| JP4737292B2 (ja) | 核医学診断装置 | |
| JP2013511022A5 (ja) | ||
| EP2783240B1 (en) | Gantry-free spect system | |
| JP2535762B2 (ja) | 陽電子断層撮影装置におけるγ線吸収体による散乱同時計数測定法及び陽電子断層撮影装置 | |
| JP6344096B2 (ja) | 放射線撮影装置 | |
| JP3778094B2 (ja) | 放射線検査装置 | |
| JP4003978B2 (ja) | 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 | |
| JP4374983B2 (ja) | 核医学イメージング装置 | |
| JP4071765B2 (ja) | 核医学診断装置 | |
| JP3881403B2 (ja) | 核医学診断装置 | |
| JP3563477B2 (ja) | シンチレーションカメラ及びｓｐｅｃｔ装置 | |
| JP4353094B2 (ja) | Ｐｅｔ装置 | |
| JP2000249766A (ja) | 核医学診断装置 | |
| JPH10160848A (ja) | 核医学診断装置 | |
| JP2005249412A (ja) | 放射能画像化装置 | |
| JPH10160849A (ja) | 核医学診断装置 |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A621 | Written request for application examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621 Effective date: 20051221 |
|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20090428 |
|
| A521 | Written amendment |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20090609 |
|
| TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20090818 |
|
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 |
|
| A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20090831 |
|
| R151 | Written notification of patent or utility model registration |
Ref document number: 4374983 Country of ref document: JP Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R151 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120918 Year of fee payment: 3 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120918 Year of fee payment: 3 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130918 Year of fee payment: 4 |
|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |