JP4984963B2 - 核医学診断装置 - Google Patents
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(Positron Emission computed Tomography、以下、「PET」という)及び単光子放出型CT(Single Photon Emission Computed Tomography、以下、「SPECT」という)等の複数種の放射線検査を行うのに好適な放射線検査装置に関する。
以下、本発明の好適な一実施形態である核医学診断装置について、適宜図面を参照しながら詳細に説明する。
放射線を利用した検査技術は、被検体内部を非破壊で検査することができる。特に、人体に対する放射線検査技術には、PET,SPECT等がある。
511KeVのγ線の検出位置を特定し記憶装置に記憶する。画像作成装置12Bは、この検出位置に基づいて機能画像を作成して、表示装置13に表示する。
検出器ユニット2内に設置される検出器基板20の詳細構造を、図3を用いて説明する。検出器基板20は、複数の検出器21並びにアナログASIC(アナログ集積回路)
24、アナログ/デジタル変換器(以下、ADCという)25及び検出器FPGA(デジタル集積回路)26等が設置されている。
TlBr(臭化タリウム)またはGaAs(ガリウム砒素)等を用いてもよい。
次に本実施例における信号処理方法について図4を用いて説明する。検出器21でガンマ線を捉える微少な電荷信号を発生する。この電荷信号をアナログASIC24にて増幅し、ガンマ線のエネルギーに対応した波高値信号(アナログ信号)と検出時刻に対応したタイミングを示すタイミング信号をそれぞれ出力する。波高値は、ADC25に入力され、ADC25によりデジタル信号に変換される。ADC25では、例えば波高値を10ビット(0〜1023)のデジタルの波高値に変換する。また、タイミング信号は、検出器FPGA26に出力される。
Je,Jt)から散乱線処理を実施し合成データK(Ks,Ke,Kt)を生成し、データ処理装置12にデータ転送する。ここで、散乱線処理とは、複数の放射線検出器で検出されたイベントデータ(放射線検出信号)を足し合わせて合成データ(高エネルギーの検出信号)を生成するものである。例えばコンプトン散乱により、例えば最初の半導体放射線検出器に200keVのエネルギーを落とし、例えば近隣の半導体放射線検出器に残りのエネルギーを落とした場合、両γ線のエネルギーの合計値、検出時刻、半導体放射線検出器のアドレスの関係から、両γ線を散乱線として1つのγ線と見なす処理である。被検体内で散乱した散乱線はノイズであり、正しい高エネルギーのデータとはならないので散乱線処理の対象ではない。データ処理装置12内部では、同時計測装置12Aにおいて同時計測し画像作成装置12Bにおいて画像再構成を行い、PET画像を得る。
nsとしている。この閾値は、半導体検出器の時間分解能から決定したもので、検出器の種類や検査に使用する放射性物質の量等により所定時間差に最適化する必要がる。最後の条件はエネルギー条件である。本実施例では、エミッション(511keV)とトランスミッション用の137Cs(662keV)のシングルガンマ線を同時撮像するために、エネルギー閾値を450keVから550keV及び600keVから700keVとしている。上記2条件を満たしエネルギー条件450keVから550keVを満たしたイベントはエミッションデータとしてデータ処理装置12に出力される。また、上記2条件を満たしエネルギー条件600keVから700keVを満たしたイベントはトランスミッションデータとしてデータ処理装置12に出力される。
601の後処理としても良い。また、図8で後述するが、散乱線処理(500)をステップ601の前処理としても良い。よって、イベントデータを低エネルギー側の放射線信号として識別するステップの処理に対して、前処理、後処理及び独立した処理のいずれか一つとして、複数の放射線検出信号を足して高エネルギーの検出信号を生成する前記散乱線処理を行うことができる。
本発明の効果について図7を用いて詳細に説明する。図(a)は散乱線処理前のエネルギースペクトルを示す。半導体検出器はエネルギー分解能が高いので、エミッションによる511keV及びトランスミッションによる662keVのホトピークを完全に分離しており、エミッションとトランスミッションのエネルギーウインドウ(上述の散乱線処理のエネルギー閾値)を設定してエミッションとトランスミッションデータを分離することが可能である。しかし、トランスミッションデータは散乱線によりホトピークより低いエネルギーとして検出される場合が有りこれがエミッションデータへのコンタミとしてカウントされてしまう。図(b)に散乱線処理後のエネルギースペクトルを示す。散乱線処理により、低エネルギーにカウントされていた複数イベントを合成してホトピーク部分にカウントすることになるので、上記コンタミ部分が減少する。同時にホトピーク部分(エネルギーウインドウ内)のデータ数が増加している。つまり本手法により、直接的にコンタミ部分データからホトピーク部分の真のデータを生成しており、データ処理による誤差も少ない手法である。以上より本手法により真のデータが増加し偽のデータ(ノイズ)が減少しており、出力される画像の画質及び定量性が向上する。言い換えると、検出器内での散乱線を直接識別し除去でき、複数核種の同時撮像時、又は、トランスミッションとエミッションの同時撮像時の高エネルギー側から低エネルギー側へのコンタミを低減し、画質及び定量性を向上できる。
(1)本発明の散乱線処理を実施することにより、複数核種の同時撮像時のコンタミが減り、画質及び定量性の向上が図れる。
(2)半導体検出器を用いた核医学診断装置に本発明を適用することにより、半導体検出器の高エネルギー分解能とコンタミの減少効果とにより、より高い画質及び定量性が実現できる。
(3)半導体検出器を用いた核医学診断装置において半導体検出器を奥行き方向(ガンマ線の入射方向)に多段に配置することにより、前段の半導体検出器で散乱したガンマ線を後段の半導体検出器で検出し、それぞれの散乱線の情報を個別に読み出すことが可能となる。更に本発明の散乱線処理を実施することにより、複数核種の同時撮像がより高い画質及び定量性で実現し更に感度も向上し検査時間の短縮が図れる。
(4)本発明の散乱線処理を実施することにより、上記(1)(2)及び(3)の効果が得られ、より高精度な診断を可能とする。
(5)本発明の散乱線処理を実施することにより、上記(1)(2)及び(3)の効果が得られ、現在実現されていない複数核種の同時撮像が可能となり、診断手法の応用が広がる。
(6)本発明の散乱線処理を実施することにより、コンタミの減少以外にも真のデータ数が増加するので撮像時間の短縮が図れる。
(7)本発明をPET装置に適用した場合、エミッションとトランスミッションの同時撮像が高精度で実現可能となる。
(8)半導体検出器を用いたPET装置に本発明を適用した場合、半導体検出器の高エネルギー分解能とコンタミの減少効果とにより、より高い定量性が得られ高精度な診断を実現できる。
(9)本発明をPET装置に適用した場合、上記(7)及び(8)の効果が得られ、トランスミッションとエミッションの同時撮像が可能となるために、撮像時間の短縮が可能となる。
(10)本発明をPET装置に適用した場合、上記(7)及び(8)の効果が得られ、トランスミッションとエミッションの同時撮像が可能となるために、エミッション撮像時にトランスミッション画像から被検体の動きを補正(体動補正)することが可能となり、エミッション画像のボケを低減し、より高精度なPET画像を得ることができる。
図8は、図6の散乱線処理の別実施例を示す図であり、統合FPGA27での散乱線のノイズを低エネルギー側カウントから直接除く処理を示す。
(801)とを独立又は連続に実施し、前記散乱線処理は前記低エネルギー側の放射線信号の一部を除いて高エネルギー側の放射線信号とする処理を実行している。
本実施例では、図9を用いて、SPECT装置での異なるエネルギーの核種を用いたエミッションの同時撮像を行い、SPECT装置により検出器内での散乱線を直接識別し除去する例を記載する。SPECT装置51は、一対の放射線検出ブロック52、回転支持台(回転体)57、データ処理装置60、及び表示装置13を備える。それらの放射線検出ブロック52は、回転支持台57に周方向に180°ずれた位置に配置される。具体的には、それぞれの放射線検出ブロック52の各ユニット支持部材56が周方向に180°隔てた位置で回転支持台57に取り付けられる。12枚の結合基板23を含む複数の検出器ユニット2がそれぞれのユニット支持部材56に着脱可能に取り付けられる。従って、検出器21がユニット支持部材に保持される。統合FPGA27の処理内容は、実施例1,2で記載した、エネルギーの異なる2核種によるトランスミッションとエミッションの同時撮像の処理と同様である。放射線遮蔽材(例えば、鉛、タングステン等)で作られたコリメータ55がそれぞれの放射線検出ブロック52に設けられる。各コリメータ55は、放射線(例えば、γ線)を通過する多数の放射線通路を形成している。これらの放射線通路は、1つの放射線検出ブロック52の全検出器基板20において先端部に位置する各検出器21と一対一に対応して設けられている。全結合基板23及びコリメータ55は回転支持台57に設置された遮光・電磁シールド54内に配置される。コリメータ55は遮光・電磁シールド54に取り付けられる。遮光・電磁シールド54はγ線以外の電磁波の検出器21等への影響を遮断している。
本実施例では、図10を用いて、SPECT装置での異なるエネルギーの核種を用いたエミッションとトランスミッションの同時撮像を行い、SPECT装置により検出器内での散乱線を直接識別し除去する例を記載する。SPECT装置51は、図9と同じである。コリメータ22及びトランスミッション線源は図2と同じである。データ処理装置60の処理内容は、エミッションデータの処理は図9と同じである。データ処理装置60でのトランスミッションデータの処理については、データ処理装置12の処理と同じである。
2 検出器ユニット
11 撮像装置
12 データ処理装置
12A 同時計測装置
12B 画像作成装置
13 表示装置
14 検査台
20 検出器基板
21 検出器(半導体放射線検出器)
22 コリメータ
23 統合基板
24 アナログASIC(アナログ集積回路)
25 ADC
26 検出器FPGA(デジタル集積回路)
27 統合FPGA
30 トランスミッション線源
51 SPECT装置
52 放射線検出ブロック
55 コリメータ
56 ユニット支持部材
57 回転支持台(回転体)
60 データ処理装置
Claims (8)
- 放射線を検出する複数の検出器を有し、
複数の異なるエネルギーの核種の同時撮像を行う際に、前記複数の検出器で検出された放射線検出信号を低エネルギー側の核種のデータとして識別する処理と、前記低エネルギー側の核種のデータとして識別する処理に対して、前処理、後処理及び独立した処理のいずれか一つとして行われる、前記複数の検出器で検出された複数の放射線検出信号を足して高エネルギー側の核種のデータを生成する散乱線処理を実施し、前記低エネルギー側の核種のデータとして識別する処理は、前記低エネルギー側の核種のデータのうち、前記高エネルギー側の核種のデータを生成する際に用いた放射線検出信号を除いて低エネルギー側の核種のデータとする処理回路を有することを特徴とする核医学診断装置。 - 請求項1に記載の核医学診断装置において、前記複数の異なるエネルギーの核種の同時撮像は、異なるエネルギーの核種を用いたエミッション及びトランスミッションの同時撮像であることを特徴とする核医学診断装置。
- 請求項1に記載の核医学診断装置において、
前記核医学診断装置は、SPECT装置であり、
前記複数の異なるエネルギーの核種の同時撮像は、異なるエネルギーの核種を用いたエミッションの前記同時撮像であることを特徴とするSPECT装置。 - 請求項1において、前記散乱線処理として、検出したガンマ線のエネルギー情報、位置情報、及び時間情報を用いることを特徴とした核医学診断装置。
- 請求項2において、前記トランスミッション用の線源として137Csを用いることを特徴とする核医学診断装置。
- 請求項1において、前記核医学診断装置は検出器を有し、前記検出器として半導体検出器を用いることを特徴とする核医学診断装置。
- 請求項6において、
前記処理回路は、前記低エネルギー側の放射線信号として識別する処理に対して、独立した処理として、前記散乱線処理を行う処理回路であることを特徴とする核医学診断装置。 - 請求項1において、
前記処理回路は、前記低エネルギー側の放射線信号として識別する処理に対して、前処理として、前記散乱線処理を行う処理回路であることを特徴とする核医学診断装置。
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