JP5733233B2 - 核医学診断装置 - Google Patents

Description

この発明は、放射性薬剤が投与された被検体から発生した放射線に基づいて被検体の核医学用データを求める核医学診断装置に係り、特に、トランスミッションデータを収集する技術に関する。

核医学診断装置、すなわちＥＣＴ(Emission Computed Tomography)装置として、ＰＥＴ(Positron Emission Tomography)装置を例に採って説明する。ＰＥＴ装置は、陽電子（Positron）、すなわちポジトロンの消滅によって発生する複数本の光子を検出して複数個の検出器で光子を同時に検出したときのみ被検体の断層画像を再構成するように構成されている。

具体的には、陽電子放出核種を含んだ放射性薬剤を被検体内に投与して、投与された被検体内から放出される511KeVの対消滅光子を多数の検出素子（例えばシンチレータ）群からなる検出器で検出する。そして、２つの検出器で一定時間内に対消滅光子を検出した場合に同時に検出したとして、それを一対の対消滅光子として計数し、さらに対消滅発生地点を、検出した検出器対の直線上と特定する。このような同時計数情報を蓄積して再構成処理を行って、陽電子放出核種分布画像（すなわち断層画像）を得る。

その際、対消滅光子のエネルギーを測定し、測定されたエネルギーがある幅の間（Energy Window: EW）にあれば、511KeVの対消滅光子を検出したと判定する。また、その光子を検出した時刻を測定し、２つの検出器での検出時間差が一定時間内（Time Window: TW）にあれば、対消滅光子を同時に検出（すなわち同時計数）したとして同時計数情報を取得する。この同時計数情報をエミッションデータという。

対消滅光子の一部は物質（被検体、被検体を載置した天板あるいはベッド等）で散乱・吸収されるので、一般的には外部線源を用いる。そして、外部線源から照射されて得られたデータ（トランスミッションデータ）に基づいて吸収係数マップを作成し、この吸収係数マップを用いて吸収補正を行うことで高い定量性を確保している。

しかしながら、被検体の撮像部位（乳房や頭部等）に検出器を近接させて撮影を行う場合には、外部線源などの実装などが困難となる。そこで、外部線源を用いずにシンチレータ内に含まれる天然放射性物質（例えばＬｕ−１７６（¹⁷⁶Lu））のβ^＋崩壊を利用して吸収補正用データ（トランスミッションデータ）を取得して吸収補正に供する手法が本出願人から提示されている（例えば、特許文献１参照）。

特開２００９−１７５１４０号公報

しかしながら、¹⁷⁶Luなどの天然放射性物質を利用する場合には、シンチレータ内に含まれる天然放射性物質の濃度が少なく、十分な計数が得られず、精度の良いトランスミッションデータを作成することが困難という問題がある。これは、シンチレータ内に含まれる天然放射性物質の濃度を調整することができないということに加えて、対消滅光子の散乱線と天然放射性物質由来のγ線との分離が難しいということなどが主な原因である。上述した特許文献１（特開２００９−１７５１４０号公報）では検出器を一体化しているので、エミッションデータとトランスミッションデータとの収集のための検出器による検出が分離されずに行われ、エミッションデータとトランスミッションデータとの分離が困難となる。

この発明は、このような事情に鑑みてなされたものであって、精度の良いトランスミッションデータを作成して吸収補正に供することができる核医学診断装置を提供することを目的とする。

この発明は、このような目的を達成するために、次のような構成をとる。
すなわち、この発明に係る核医学診断装置は、放射性薬剤が投与された被検体から発生した放射線に基づいて被検体の核医学用データを求める核医学診断装置であって、互いに異なるエネルギーを有する放射線を放出する放射線源を添加したシンチレータから構成され、当該放射線源を添加したシンチレータから放出された一方のエネルギーを有した放射線を自身で検出し、他方のエネルギーを有した放射線を検出しない自己放射能検出素子と、前記放射性薬剤が投与された被検体から発生した前記放射線、および前記自己放射能検出素子の前記シンチレータから放出された他方のエネルギーを有した放射線を検出する放射線検出素子と、前記放射線検出素子および前記自己放射能検出素子により検出された放射線を同時計数する同時計数手段と、前記放射線検出素子で検出された放射線のうち、前記放射性薬剤が投与された被検体から発生した放射線を前記同時計数手段により同時計数して得られた同時計数データをエミッションデータとして収集するエミッションデータ収集手段と、前記自己放射能検出素子の前記シンチレータから放出されて自身で検出された一方のエネルギーを有した放射線と、他方の放射線検出素子で検出された他方のエネルギーを有した放射線とを前記同時計数手段により同時計数して得られた同時計数データをトランスミッションデータとして収集するトランスミッションデータ収集手段と、そのトランスミッションデータ収集手段で収集されたトランスミッションデータに基づいて、前記エミッションデータ収集手段で収集されたエミッションデータの吸収補正を行って、吸収補正されたデータを前記核医学用データとして最終的に求める吸収補正手段とを備えることを特徴とするものである。

［作用・効果］この発明に係る核医学診断装置によれば、互いに異なるエネルギーを有する放射線を放出する放射線源を添加したシンチレータから構成され、当該放射線源を添加したシンチレータから放出された一方のエネルギーを有した放射線を自身で検出し、他方のエネルギーを有した放射線を検出しない自己放射能検出素子と、放射性薬剤が投与された被検体から発生した放射線、および自己放射能検出素子のシンチレータから放出された他方のエネルギーを有した放射線を検出する放射線検出素子とを備える。エミッション撮像（エミッションデータの収集）の際には、放射性薬剤が投与された被検体から発生した放射線を放射線検出素子が検出して、それを同時計数手段により同時計数して得られた同時計数データをエミッションデータとしてエミッションデータ収集手段は収集する。一方、トランスミッション撮像（トランスミッションデータの収集）の際には、自己放射能検出素子のシンチレータから放出されて自身で検出された一方のエネルギーを有した放射線を自己放射能検出素子が検出し、他方のエネルギーを有した放射線を放射線検出素子が検出する。それを同時計数手段により同時して得られた同時計数データをトランスミッションデータとしてトランスミッションデータ収集手段は収集する。トランスミッションデータ収集手段で収集されたトランスミッションデータに基づいて、エミッションデータ収集手段で収集されたエミッションデータの吸収補正を吸収補正手段は行って、吸収補正されたデータを核医学用データとして最終的に求める。

一方、上述した特許文献１（特開２００９−１７５１４０号公報）のように検出器を一体化するのと相違して、この発明に係る核医学診断装置では、自己放射能検出素子は、互いに異なるエネルギーを有する放射線を放出する放射線源を添加したシンチレータから構成され、当該放射線源を添加したシンチレータから放出された一方のエネルギーを有した放射線を自身で検出し、他方のエネルギーを有した放射線を検出しない。一方、放射線検出素子は、放射性薬剤が投与された被検体から発生した放射線、および自己放射能検出素子のシンチレータから放出された他方のエネルギーを有した放射線を検出する。したがって、エミッションデータとトランスミッションデータとの分離が判別可能である。また、自己放射能検出素子は、人工放射性物質からなる放射線源をシンチレータに添加して構成されているので、シンチレータ内の放射性物質の濃度を自在に調整することができ、十分な計数が得られる。その結果、精度の良いトランスミッションデータを作成することができ、吸収補正に供することができる。

自己放射能検出素子の好ましい一例は、放射線源を添加したプラスチックシンチレータである。プラスチックは加工性に優れ、割れにくく、薄く形成することが可能である。エミッション用の放射線（すなわち放射性薬剤が投与された被検体から発生した放射線）を自己放射能検出素子が検出する検出効率は低いが、プラスチックシンチレータを薄く加工して形成することで、その検出効率をより一層低くすることができる。

上述の放射線源の一例はコバルトであって、自己放射能検出素子は、コバルトを添加したプラスチックシンチレータである。コバルト（⁶⁰Co）は人工放射性物質なので、放射性物質の濃度を自在に調整することができる。また、⁶⁰Coの半減期は５．２年で、β崩壊（99.88%、最大310KeV）と２つのγ崩壊（1172KeV、1332KeV）が同時に起きる結果、最大310KeVのβ線と1172KeV、1332KeVの２本のγ線とからなる合計３つの放射線を同時に放出する。β線の検出をプラスチックシンチレータ自身で行い、このβ線の検出効率は極めて高く、ほぼ100%で検出することができる。それに対して、放射線検出素子では、エミッション用の放射線（対消滅光子：511KeV）とトランスミッション用の放射線（⁶⁰Coのγ線：1172KeV、1332KeV）とを検出するが、⁶⁰Coから放出されるγ線のエネルギーが対消滅光子のエネルギーよりもかなり高く、¹⁷⁶Luから放出されるγ線のエネルギー（¹⁷⁶Luのγ線：300KeV、202KeV）が対消滅光子のエネルギーよりも低い場合と比較すると、エミッションデータ・トランスミッションデータのエネルギー分解能が優れている。

従来の¹⁷⁶Luなどの天然放射性物質を利用する場合に精度の良いトランスミッションデータを作成することが困難な原因は、上述したシンチレータ内の天然放射性物質の濃度が調整不能なこと、対消滅光子の散乱線と天然放射性物質由来のγ線との分離が難しいことの他にも、天然放射性物質から放出されるγ線のエネルギーよりも低いこともある。⁶⁰Coの場合には、エミッションデータ・トランスミッションデータのエネルギー分解能が優れているので、エミッションデータ・トランスミッションデータが分離し易く、より一層精度の良いトランスミッションデータを作成することができる。

上述したこれらの発明の核医学診断装置において、エミッションデータおよびトランスミッションデータのための同時計数手段で同時計数された同時計数データは、１つの撮影で同時に取得されたデータであるのが好ましい。すなわち、エミッション撮像（エミッションデータの収集）とトランスミッション撮像（トランスミッションデータの収集）とを同時に（１つの撮影で）行うので、総撮像時間の短縮が可能である。

また、核医学診断装置では光学素子を備えている。光学素子は、検出された放射線に基づく光を電気信号に変換する光電変換を行い、変換された当該電気信号を同時計数手段に送る。光学素子から電気信号を同時計数手段に送ることにより同時計数手段による放射線の同時計数を行う。

その際に、放射線検出素子で検出された放射線と、自己放射能検出素子で検出された放射線とを同じ光学素子で光電変換してもよい（前者の一例）し、それぞれ別の光学素子で光電変換してもよい（後者の一例）。前者の一例の場合には、放射線検出素子と自己放射能検出素子とを光学的に結合して構成することで簡易に実現することができる。また、光学的に結合されていても、上述したようなコバルトを添加したプラスチックシンチレータの場合には、プラスチックシンチレータでのβ線による発光の減衰時間（2.4ns）と、（例えばＢＧＯで形成された）放射線検出素子でのγ線による発光の減衰時間（ＢＧＯの場合には300ns）とは大きく異なるので、波形弁別によってどちらの検出素子（シンチレータ）で発光が起こったかを容易に判別することができる。

後者の一例の場合には、放射線検出素子と自己放射能検出素子とを互いに離間して、完全に独立して分離することが可能である。また、後者の一例の場合には、放射線検出素子同士のみによる放射線の検出と、放射線検出素子および自己放射能検出素子による放射線の検出とがそれぞれ可能なように、放射線検出素子と自己放射能検出素子とを相対的に移動可能に構成するのがより好ましい。放射線検出素子または自己放射能検出素子のいずれか一方の出し入れが可能となるので、放射線検出素子同士のみによるエミッション撮像（エミッションデータの収集）と、放射線検出素子および自己放射能検出素子によるトランスミッション撮像（トランスミッションデータの収集）とを分離して測定することが可能となる。また、一般の放射線検出素子を備えた核医学診断装置に自己放射能検出素子を着脱自在することが可能などのように汎用性も高くなる。

この発明に係る核医学診断装置によれば、自己放射能検出素子は、互いに異なるエネルギーを有する放射線を放出する放射線源を添加したシンチレータから構成され、当該放射線源を添加したシンチレータから放出された一方のエネルギーを有した放射線を自身で検出し、他方のエネルギーを有した放射線を検出しない。一方、放射線検出素子は、放射性薬剤が投与された被検体から発生した放射線、および自己放射能検出素子のシンチレータから放出された他方のエネルギーを有した放射線を検出する。したがって、エミッションデータとトランスミッションデータとの分離が判別可能である。また、自己放射能検出素子は、人工放射性物質からなる放射線源をシンチレータに添加して構成されているので、シンチレータ内の放射性物質の濃度を自在に調整することができ、十分な計数が得られる。その結果、精度の良いトランスミッションデータを作成することができ、吸収補正に供することができる。

実施例に係るマンモＰＥＴ(Positron Emission Tomography)装置の側面図およびブロック図である。 （ａ）は実施例に係るマンモＰＥＴ装置で用いられる検出器板周辺のブロック図、（ｂ）は検出器板の概略図である。 検出器板中の放射線検出器の具体的構成を示す概略側面図である。 図３の放射線検出器の放射線放出および検出の説明に供する模式図である。 コバルト（⁶⁰Co）の崩壊図である。 変形例に係る放射線検出器の放射線放出および検出の説明に供する模式図である。

以下、図面を参照してこの発明の実施例を説明する。
図１は、実施例に係るマンモＰＥＴ(Positron Emission Tomography)装置の側面図およびブロック図であり、図２は、実施例に係るマンモＰＥＴ装置で用いられる検出器板周辺のブロック図および検出器板の概略図であり、図３は、検出器板中の放射線検出器の具体的構成を示す概略側面図であり、図４は、図３の放射線検出器の放射線放出および検出の説明に供する模式図であり、図５は、コバルト（⁶⁰Co）の崩壊図である。なお、本実施例では、核医学診断装置として、ＰＥＴ装置を例に採って説明する。本実施例では、乳がん検出のためのマンモグラムに適用したマンモＰＥＴ装置を例に採って説明する。

本実施例に係るマンモＰＥＴ装置は、図１および図２（ａ）のブロック図に示すように、検出器部１と支持機構２とコントローラ３と入力部４と出力部５と同時計数回路６と投影データ算出部７とトランスミッションデータ収集部８と吸収補正データ算出部９と吸収補正部１０と再構成部１１とメモリ部１２とを備えている。検出器部１は、被検体Ｍを挟んで互いに対向した２つの検出器板１Ａ，１Ｂで構成されている。各々の検出器板１Ａ，１Ｂは、図２（ｂ）の概略図に示すように、放射線検出器１ａを、切り欠き１Ｃに合わせて複数個に並設して構成されている。

放射線検出器１ａは、図３に示すように、検出素子であるシンチレータを複数組み合わせて構成されたシンチレータブロック２１と、シンチレータブロック２１に光学的に結合されたライトガイド２２と、ライトガイド２２に光学的に結合された光電子増倍管(PMT: Photo Multiplier Tube) ２３とを備えて構成されている。シンチレータブロック２１中の各シンチレータは、入射された放射線（対消滅光子，β線およびγ線）によって発光して光に変換することで放射線を検出する。対消滅光子は、エミッション用の放射線であり、β線およびγ線は、トランスミッション用の放射線である。光電子増倍管２３は、この発明における光学素子に相当する。

各シンチレータは、放射線の入射側とは逆側（すなわちライトガイド２２側）に配置されたγ線用シンチレータ２１Ａと、放射線の入射側に配置されたプラスチックシンチレータ２１Ｂとを素子毎に互いに分離して構成される。γ線用シンチレータ２１Ａを形成する物質については、自己放射能（複数の放射線を同時に放出する元素）でなければ特に限定されず、例えばＢＧＯである。もちろん、ＬＳＯ，ＬＹＳＯ，ＬＧＳＯ等でγ線用シンチレータ２１Ａを形成してもよい。プラスチックシンチレータ２１Ｂは、互いに異なるエネルギーを有する放射線（本実施例では、最大310KeVのβ線，1172KeVおよび1332KeVの２本のγ線）を放出する放射線源を添加（Dope）したシンチレータから構成され、本実施例では放射線源はコバルト（⁶⁰Co）である。したがって、本実施例ではプラスチックシンチレータ２１Ｂは⁶⁰Coを添加したプラスチックシンチレータである。γ線用シンチレータ２１Ａは、この発明における放射線検出素子に相当し、プラスチックシンチレータ２１Ｂは、この発明における自己放射能検出素子に相当する。

図３の構造の場合にはγ線用シンチレータ２１Ａとプラスチックシンチレータ２１Ｂとを光学的に結合してシンチレータブロック２１を構成している。プラスチックシンチレータ２１Ｂの厚みは薄い方がより好ましく、例えば１ｍｍ〜２ｍｍ程度、厚くてもｃｍオーダーである。

γ線用シンチレータ２１Ａは、対消滅光子およびプラスチックシンチレータ２１Ｂから放出されたγ線を検出し、プラスチックシンチレータ２１Ｂは、自身から放出されたβ線を検出する。本実施例ではプラスチックシンチレータ２１Ｂは⁶⁰Coを添加して構成されているので、β崩壊と２つのγ崩壊とが同時に起きて、互いに異なるエネルギーを有するβ線，γ線をプラスチックシンチレータ２１Ｂは放出する。そして、一方のエネルギーを有したβ線を自身で検出する。図４に示すようにプラスチックシンチレータ２１Ｂから放出された（他方のエネルギーを有した）γ線はトランスミッション用のγ線となり、対となる放射線検出器１ａに向けて放出される。図３（および図４）の構造の場合には、γ線用シンチレータ２１Ａとプラスチックシンチレータ２１Ｂとを光学的に結合してシンチレータブロック２１を構成しているので、トランスミッション用のγ線を対となる放射線検出器１ａのγ線用シンチレータ２１Ａで検出する。したがって、γ線用シンチレータ２１Ａでは、対消滅光子由来のエミッション用の放射線のみならず、トランスミッション用のγ線をも検出する。

具体的には、⁶⁰Coの半減期は５．２年で、図５に示すように最大310KeV（図５では「0.31MeV」で表記）のβ線と、1172KeV（図５では「1.1732MeV」で表記）および1332KeV（図５では「1.3325MeV」で表記）の２本のγ線とからなる合計３つの放射線を同時に放出する。なお、プラスチックシンチレータ２１Ｂでのβ線の検出効率は極めて高く、１ｍｍ〜２ｍｍ程度の厚みであっても、ほぼ100%で検出することができる。

一方で、エミッション用の放射線として511KeVの対消滅光子のプラスチックシンチレータ２１Ｂでの検出効率はかなり低く、0.1%程度しか検出（捕獲）しないので、そのままγ線用シンチレータ２１Ａに入射されて検出（捕獲）される。また、プラスチックシンチレータ２１Ｂは薄く形成されているので、他方のエネルギーを有したγ線のプラスチックシンチレータ２１Ｂでの検出効率も低く、自身のプラスチックシンチレータ２１Ｂや対となる放射線検出器１ａのプラスチックシンチレータ２１Ｂから放出されたγ線はプラスチックシンチレータ２１Ｂでは検出（捕獲）されずに、光学的に結合されたγ線用シンチレータ２１Ａに入射される。よって、プラスチックシンチレータ２１Ｂは、他方のエネルギーを有したγ線を検出しない。

それに対して、γ線用シンチレータ２１Ａでは、エミッション用の放射線として511KeVの対消滅光子を検出し、対となる放射線検出器１ａのプラスチックシンチレータ２１Ｂから放出されたトランスミッション用の放射線として1172KeVおよび1332KeVのγ線を検出する。エミッション用・トランスミッション用の放射線の分離について、例えばエミッション用のエネルギーウィンドウ（EW）を400KeV-700KeV、トランスミッション用のエネルギーウィンドウ（EW）を700KeV-1500KeVと設定することで、容易にかつ高精度に行うことが可能である。

以下、放射線（消滅光子，β線およびγ線）について説明する。上述したように、シンチレータで放射線は発光して光に変換される。ライトガイド２２は、シンチレータブロック２１によって変換された光を光電子増倍管２３に案内する。光電子増倍管２３は、ライトガイド２２で案内された光を光電変換して電気信号に出力して、図１、図２（ａ）に示すように同時計数回路６に送り込む。

次に、図１の説明に戻って、支持機構２は、被検体Ｍの身体（例えば乳房）を挟んで互いに対向した検出器板１Ａ，１Ｂを支持することで、検出器板１Ａ，１Ｂは互いに対向して構成される。コントローラ３は、本実施例に係るマンモＰＥＴ装置を構成する各部分を統括制御する。コントローラ３は、中央演算処理装置（ＣＰＵ）などで構成されている。

入力部４は、オペレータが入力したデータや命令をコントローラ３に送り込む。入力部４は、マウスやキーボードやジョイスティックやトラックボールやタッチパネルなどに代表されるポインティングデバイスで構成されている。出力部５はモニタなどに代表される表示部やプリンタなどで構成されている。

メモリ部１２は、ＲＯＭ（Read-only Memory）やＲＡＭ（Random-Access Memory）などに代表される記憶媒体で構成されている。本実施例では、投影データ算出部７で求められた投影データや再構成部１１で再構成された断層画像や、トランスミッションデータ収集部８で収集されたトランスミッションデータや、吸収補正データ算出部９で求められた吸収補正データや、吸収補正部１０で吸収補正された投影データなどについてはＲＡＭに書き込んで記憶し、必要に応じてＲＡＭから読み出す。ＲＯＭには、各種の核医学診断を行うためのプログラム等を予め記憶しており、そのプログラムをコントローラ３が実行することでそのプログラムに応じた核医学診断をそれぞれ行う。

投影データ算出部７とトランスミッションデータ収集部８と吸収補正データ算出部９と吸収補正部１０と再構成部１１とは、例えば上述したメモリ部１２などに代表される記憶媒体のＲＯＭに記憶されたプログラムあるいは入力部４などに代表されるポインティングデバイスで入力された命令をコントローラ３が実行することで実現される。

放射性薬剤、すなわち放射性同位元素（ＲＩ）が投与された被検体Ｍから発生した消滅光子をシンチレータブロック２１（図３および図４を参照）のγ線用シンチレータ２１Ａ（図３および図４を参照）が光に変換して、変換されたその光を光電子増倍管２３（図３および図４を参照）が光電変換して電気信号に出力する。その電気信号を画像情報（画素）として同時計数回路６に送り込む。

具体的には、被検体Ｍに放射性薬剤を投与すると、ポジトロン放出型のＲＩのポジトロンが消滅することにより、２本の消滅光子（対消滅光子）が発生する。同時計数回路６は、γ線用シンチレータ２１Ａ（図３および図４を参照）の位置と消滅光子の入射タイミングとをチェックし、被検体Ｍを挟んで互いに対向位置にある２つのシンチレータブロック２１（図３および図４を参照）のγ線用シンチレータ２１Ａで対消滅光子が同時に入射したときのみ、送り込まれた画像情報を適正なデータと判定する。一方のシンチレータブロック２１のγ線用シンチレータ２１Ａのみに消滅光子が入射したときには、同時計数回路６は、ポジトロンの消滅により生じた対消滅光子ではなくノイズとして扱い、そのときに送り込まれた画像情報もノイズと判定してそれを棄却する。

一方、上述したようにプラスチックシンチレータ２１Ｂ（図３および図４を参照）は互いに異なるエネルギーを有するβ線およびγ線を放出する。一方のエネルギーを有したβ線を放出したプラスチックシンチレータ２１Ｂ自身が当該β線を検出し、放出された（他方のエネルギーを有した）γ線が、対となる放射線検出器１ａ（図２（ｂ）を参照）のシンチレータブロック２１（図３および図４を参照）のプラスチックシンチレータ２１Ｂでは捕獲されずに透過して、光学的に結合されたγ線用シンチレータ２１Ａ（図３および図４を参照）に入射されて捕獲されることにより検出される。

したがって、プラスチックシンチレータ２１Ｂから放出され、かつ対となる放射線検出器１ａのγ線用シンチレータ２１Ａで検出されたγ線、および当該プラスチックシンチレータ２１Ｂから放出され、かつ自身のプラスチックシンチレータ２１Ｂで検出されたβ線によって、トランスミッション用の放出経路を特定することができる。そして、そのプラスチックシンチレータ２１Ｂが、自身から放出されたβ線をトランスミッション用の放射線とし、対となる放射線検出器１ａのγ線用シンチレータ２１Ａが、当該プラスチックシンチレータ２１Ｂから放出されたγ線をトランスミッション用の放射線として検出する。かかるβ線およびγ線が被検体Ｍを挟んで互いに対向位置にある２つのシンチレータブロック２１で同時に入射した場合も「同時計数データ」として同時計数回路６は扱う。このβ線およびγ線による同時計数データも本実施例では利用する。同時計数回路６は、この発明における同時計数手段に相当する。

同時計数回路６は、検出された放射線のうち、放射性薬剤からの成分（すなわち511KeVの対消滅光子）については投影データ算出部７に送り込む。また、検出された放射線のうち、自己放射能成分（すなわち最大310KeVのβ線、1172KeVおよび1332KeVのγ線）についてはトランスミッションデータ収集部８に送り込む。投影データ算出部７は、同時計数回路６から送り込まれた画像情報を投影データとして求め、その投影データを吸収補正部１０に送り込む。投影データ算出部７で求められた投影データは、エミッションデータである。投影データ算出部７は、この発明におけるエミッションデータ収集手段に相当する。

トランスミッションデータ収集部８は、自己放射能成分をトランスミッションデータとして収集する。すなわち、プラスチックシンチレータ２１Ｂから放出されて自身で検出された一方のエネルギーを有したβ線、および当該プラスチックシンチレータ２１Ｂから放出された他方のエネルギーを有し、かつ対となる放射線検出器１ａのγ線用シンチレータ２１Ａで検出されたγ線を同時計数回路６により同時計数して得られた同時計数データをトランスミッションデータとして収集する。トランスミッションデータ収集部８で収集されたトランスミッションデータを吸収補正データ算出部９に送り込む。トランスミッションデータ収集部８は、この発明におけるトランスミッションデータ収集手段に相当する。

本実施例では、エミッションデータおよびトランスミッションデータのための同時計数回路６で同時計数された同時計数データは、１つの撮影で同時に取得されたデータであるとして以下を説明する。したがって、トランスミッションデータ収集部８は、被検体がある状態での自己放射能成分をトランスミッションデータとして収集する。さらに、本実施例では、特異的な条件として、β線崩壊の方がγ線崩壊よりも（ｐｓオーダーで）早く生じ、β線の検出の方が必ずγ線の検出よりも先に起こるので、その条件を付加することでトランスミッションデータに対する偶発同時計数を半減させることができる。

トランスミッションデータ収集部８で収集されたトランスミッションデータに基づいて、吸収補正データ算出部９は被検体Ｍの吸収補正データを求める。例えば、トランスミッションデータから被検体Ｍの吸収係数マップを作成することで吸収補正データを求める。このように求められた吸収補正データを吸収補正部１０に送り込む。投影データ算出部７で求められた投影データに、吸収補正データ算出部９で求められた吸収補正データを作用させて、被検体Ｍの体内でのγ線の吸収を考慮した投影データに補正する。吸収補正された投影データを再構成部１１に送り込む。吸収補正部１０は、この発明における吸収補正手段に相当する。

なお、トランスミッションデータ収集部８は、被検体のない状態での自己放射能成分（「ブランクデータ」とも呼ばれる）を、撮影の前に予め収集あるいは撮影の後に収集し、トランスミッションデータとブランクデータとの比（あるいは差分）から被検体Ｍの輪郭を抽出して被検体Ｍの吸収係数マップを作成してもよい。また、吸収係数マップを作成せずに、トランスミッションデータとブランクデータとの比から得られる被検体の透過率の逆数を求めることで吸収補正データを求めてもよい。吸収係数マップや透過率の逆数の具体的な作成については公知であるので、その説明を省略する。

また、吸収補正データの基となるエミッションデータは1172KeVおよび1332KeVのエネルギーのγ線によるものであるので、吸収係数マップも1172KeVおよび1332KeVのγ線に対するデータである。これら1172KeVまたは1332KeVのときの吸収係数マップから輪郭を抽出し、511KeVの対消滅光子に対する理論吸収係数を割り当てて吸収補正を行ってもよいし、吸収補正の対象となるエミッションデータが511KeVの同時計数データであるので、それに合わせて吸収係数マップを1172KeVまたは1332KeVから511KeVに変換してもよい。吸収補正の具体的な手法については公知であるので、その説明を省略する。

補正後の投影データを再構成部１１に送り込む。再構成部１１がその投影データを再構成して、被検体Ｍの体内でのγ線の吸収を考慮した断層画像を求める。このように、吸収補正部１０、再構成部１１を備えることで、吸収補正データに基づいて投影データを補正するとともに、断層画像を補正する。補正された断層画像を、コントローラ３を介して出力部５やメモリ部１２などに送り込む。

上述の構成を備えた本実施例に係るマンモＰＥＴ装置によれば、互いに異なるエネルギーを有する放射線（ここではβ線およびγ線）を放出する放射線源を添加したシンチレータから構成され、当該放射線源を添加したシンチレータから放出された一方のエネルギーを有した放射線（ここではβ線）を自身で検出し、他方のエネルギーを有した放射線（ここではγ線）を検出しないプラスチックシンチレータ２１Ｂと、放射性薬剤が投与された被検体Ｍから発生した対消滅光子、およびプラスチックシンチレータ２１Ｂから放出された他方のエネルギーを有した放射線（γ線）を検出するγ線用シンチレータ２１Ａとを備えている。エミッション撮像（エミッションデータの収集）の際には、放射性薬剤が投与された被検体Ｍから発生した対消滅光子をγ線用シンチレータ２１Ａが検出して、それを同時計数回路６により同時計数して得られた同時計数データをエミッションデータとして投影データ算出部７は収集する。一方、トランスミッション撮像（トランスミッションデータの収集）の際には、プラスチックシンチレータ２１Ｂから放出されて自身で検出された一方のエネルギーを有した放射線（β線）をプラスチックシンチレータ２１Ｂが検出し、他方のエネルギーを有した放射線（γ線）をγ線用シンチレータ２１Ａが検出する。それを同時計数回路６により同時して得られた同時計数データをトランスミッションデータとしてトランスミッションデータ収集部８は収集する。トランスミッションデータ収集部８で収集されたトランスミッションデータに基づいて、投影データ算出部７で算出されたエミッションデータの吸収補正を吸収補正部１０は行って、吸収補正されたデータ（本実施例では断層画像）を核医学用データとして最終的に求める。

一方、上述した特許文献１（特開２００９−１７５１４０号公報）のように検出器を一体化するのと相違して、図３および図４に示すように、本実施例では、プラスチックシンチレータ２１Ｂは、互いに異なるエネルギーを有する放射線（β線，γ線）を放出する放射線源を添加したシンチレータから構成され、当該放射線源を添加したシンチレータから放出された一方のエネルギーを有した放射線（β線）を自身で検出し、他方のエネルギーを有した放射線（γ線）を検出しない。一方、γ線用シンチレータ２１Ａは、放射性薬剤が投与された被検体Ｍから発生した対消滅光子、およびプラスチックシンチレータ２１Ｂから放出された他方のエネルギーを有した放射線（γ線）を検出する。したがって、エミッションデータとトランスミッションデータとの分離が判別可能である。また、プラスチックシンチレータ２１Ｂは、人工放射性物質からなる放射線源をシンチレータに添加して構成されているので、シンチレータ内の放射性物質の濃度を自在に調整することができ、十分な計数が得られる。その結果、精度の良いトランスミッションデータを作成することができ、吸収補正に供することができる。

本実施例では、好ましくは、放射線源を添加したプラスチックシンチレータ２１Ｂである。プラスチックは加工性に優れ、割れにくく、薄く形成することが可能である。エミッション用の放射線（すなわち放射性薬剤が投与された被検体Ｍから発生した放射線）をプラスチックシンチレータ２１Ｂが検出する検出効率は（例えば0.1%と）低いが、プラスチックシンチレータ２１Ｂを（例えば１ｍｍ〜２ｍｍ程度、厚くてもｃｍオーダーと）薄く加工して形成することで、その検出効率をより一層低くすることができる。

本実施例では、放射線源はコバルト（⁶⁰Co）であって、プラスチックシンチレータ２１Ｂは⁶⁰Coを添加したプラスチックシンチレータである。⁶⁰Coは人工放射性物質なので、放射性物質の濃度を自在に調整することができる。また、上述したように⁶⁰Coの半減期は５．２年で、β崩壊（99.88%、最大310KeV）と２つのγ崩壊（1172KeV、1332KeV）が同時に起きる（ｐｓオーダーでγ崩壊よりもβ崩壊の方が僅かに先に起きる）結果、最大310KeVのβ線と1172KeV、1332KeVの２本のγ線とからなる合計３つの放射線を同時に放出する。β線の検出をプラスチックシンチレータ２１Ｂ自身で行い、このβ線の検出効率は極めて高く、ほぼ100%で検出することができる。それに対して、γ線用シンチレータ２１Ａでは、エミッション用の放射線（対消滅光子：511KeV）とトランスミッション用の放射線（⁶⁰Coのγ線：1172KeV、1332KeV）とを検出するが、⁶⁰Coから放出されるγ線のエネルギーが対消滅光子のエネルギーよりもかなり高く、¹⁷⁶Luから放出されるγ線のエネルギー（¹⁷⁶Luのγ線：300KeV、202KeV）が対消滅光子のエネルギーよりも低い場合と比較すると、エミッションデータ・トランスミッションデータのエネルギー分解能が優れている。

従来の¹⁷⁶Luなどの天然放射性物質を利用する場合に精度の良いトランスミッションデータを作成することが困難な原因は、上述したシンチレータ内の天然放射性物質の濃度が調整不能なこと、対消滅光子の散乱線と天然放射性物質由来のγ線との分離が難しいことの他にも、天然放射性物質から放出されるγ線のエネルギーよりも低いこともある。本実施例のように⁶⁰Coの場合には、エミッションデータ・トランスミッションデータのエネルギー分解能が優れている。例えばエミッション用のエネルギーウィンドウ（EW）を400KeV-700KeV、トランスミッション用のエネルギーウィンドウ（EW）を700KeV-1500KeVと設定すれば、エミッションデータ・トランスミッションデータが分離し易く、より一層精度の良いトランスミッションデータを作成することができる。

本実施例では、好ましくは、エミッションデータおよびトランスミッションデータのための同時計数回路６で同時計数された同時計数データは、１つの撮影で同時に取得されたデータである。すなわち、エミッション撮像（エミッションデータの収集）とトランスミッション撮像（トランスミッションデータの収集）とを同時に（１つの撮影で）行うので、総撮像時間の短縮が可能である。

また、マンモＰＥＴ装置に限らず核医学診断装置では光電子増倍管２３などに代表される光学素子を備えている。光学素子は、検出された放射線に基づく光を電気信号に変換する光電変換を行い、変換された当該電気信号を同時計数回路６に送る。光学素子から電気信号を同時計数回路６に送ることにより同時計数回路６による放射線の同時計数を行う。

その際に、本実施例では、図３および図４に示すように、γ線用シンチレータ２１Ａで検出された放射線（ここでは対消滅光子）と、プラスチックシンチレータ２１Ｂで検出された放射線（ここではβ線およびγ線）とを同じ光学素子（図３および図４では光電子増倍管２３）で光電変換している。本実施例の場合には、図３および図４に示すように、γ線用シンチレータ２１Ａとプラスチックシンチレータ２１Ｂとを光学的に結合して構成することで簡易に実現することができる。また、光学的に結合されていても、上述したようなコバルト（⁶⁰Co）を添加したプラスチックシンチレータ２１Ｂの場合には、プラスチックシンチレータ２１Ｂでのβ線による発光の減衰時間（2.4ns）と、（本実施例のようにＢＧＯで形成された）γ線用シンチレータ２１Ａでのγ線による発光の減衰時間（ＢＧＯの場合には300ns）とは大きく異なるので、波形弁別によってどちらの検出素子（シンチレータ２１Ａ，２１Ｂ）で発光が起こったかを容易に判別することができる。

この発明は、上記実施形態に限られることはなく、下記のように変形実施することができる。

（１）上述した実施例では、マンモＰＥＴ装置であったが、頭部撮影のための頭部用ＰＥＴ装置などのように、撮像部位については特に限定されない。この発明は、乳房や頭部などのように被検体の撮像部位に検出器を近接させて撮影を行う場合に特に有用である。また、必ずしも近接させる必要がない場合には、例えば全身用撮影が可能なリング型放射線検出機構を備えたＰＥＴ装置に適用してもよい。

（２）上述した実施例では、マンモＰＥＴ装置などに代表されるＰＥＴ装置単独であったが、核医学診断装置であれば、他の撮影装置と組み合わせた複合型の装置であってもよい。例えば、ＰＥＴ装置とＸ線ＣＴ装置とを備えたＰＥＴ−ＣＴ装置や、ＰＥＴ装置とＭＲ装置とを組み合わせた装置などに適用してもよい。

（３）上述した実施例では、外部線源を設けなかったが、必ずしも近接させる必要がない場合には、外部線源を実装した装置に適用してもよい。

（４）上述した実施例では、最終的に求められる核医学用データは断層画像であったが、吸収補正された投影データであってもよい。

（５）上述した実施例では、自己放射能検出素子は、β崩壊およびγ崩壊が起きる放射線源（実施例ではコバルト）を添加したシンチレータで構成されたが、α崩壊が起きる物質であってもよい。ただし、α線が起きた後は、ｍｓオーダーでβ崩壊およびγ崩壊が起きるので、ｐｓオーダーで放出する即発性の意味では、β崩壊およびγ崩壊が起きる放射線源を添加したシンチレータで構成された自己放射能検出素子の方がより好ましい。

（６）上述した実施例では、自己放射能検出素子は、放射線源（実施例ではコバルト）を添加したプラスチックシンチレータであったが、プラスチックシンチレータ以外の物質（例えば石英ガラスとシンチレータとを組み合わせた無機結晶シンチレータ）で代用してもよい。ただし、上述したようにプラスチックは加工性に優れ、割れにくく、薄く形成することが可能であるので、実施例のようにプラスチックシンチレータに適用するのがより好ましい。

（７）上述した実施例では、放射線源はコバルト（⁶⁰Co）であったが、人工放射性物質からなるものであれば、放射線源については特に限定されない。例えば、バリウム（¹³³Ba）であってもよい。また、コバルト（⁶⁰Co）以外の放射線源をプラスチックシンチレータ以外の物質に添加して自己放射能検出素子を形成してもよい。

（８）上述した実施例では、エミッションデータおよびトランスミッションデータのための同時計数回路６で同時計数された同時計数データは、１つの撮影で同時に取得されたデータであったが、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別々の撮影でそれぞれ取得してもよい。すなわち、エミッションデータ収集の際に得られた自己放射能成分（β線やγ線）をノイズとして破棄し、トランスミッションデータ収集の際に放射性薬剤を投与しない被検体がある状態で撮影を行ってもよい。また、撮影の順番については特に限定されず、トランスミッションデータ収集を先に行った後に、エミッションデータ収集を行ってもよいし、逆にエミッションデータ収集を先に行った後に、トランスミッションデータを行ってもよい。ただし、総撮像時間を短縮するには、実施例のようにエミッションデータ収集とトランスミッションデータ収集とを同時に行うのがより好ましい。

（９）上述した実施例では、γ線用シンチレータ２１Ａで検出された対消滅光子やトランスミッション用のγ線と、プラスチックシンチレータ２１Ｂで検出されたβ線とを同じ光学素子（図３および図４では光電子増倍管２３）で光電変換したが、図６に示すようにそれぞれ別の光学素子（図６では光電子増倍管２３Ａ，２３Ｂ）で光電変換してもよい。なお図示の便宜上、プラスチックシンチレータ２１Ｂと光電子増倍管２３Ｂとを図６に示す位置に図示しているが、これに限定されるものではなく図示を省略する光ファイバー等で両者を接続して引きまわしてもよい。

図６の構造の場合には、γ線用シンチレータ２１Ａとプラスチックシンチレータ２１Ｂとを互いに離間して、完全に独立して分離することが可能である。また、γ線用シンチレータ２１Ａとプラスチックシンチレータ２１Ｂとを互いに離間して、完全に独立して分離した構造の場合には、γ線用シンチレータ２１Ａ同士のみによる放射線の検出と、γ線用シンチレータ２１Ａおよびプラスチックシンチレータ２１Ｂによる放射線の検出とがそれぞれ可能なように、γ線用シンチレータ２１Ａとプラスチックシンチレータ２１Ｂとを相対的に移動可能に構成してもよい。図６ではプラスチックシンチレータ２１Ｂのみを移動させたが、γ線用シンチレータ２１Ａのみを移動させてもよいし、γ線用シンチレータ２１Ａとプラスチックシンチレータ２１Ｂとをともに移動させてもよい。

図６ではプラスチックシンチレータ２１Ｂの出し入れが可能となるので、γ線用シンチレータ２１Ａ同士のみによるエミッション撮像（エミッションデータの収集）と、γ線用シンチレータ２１Ａおよびプラスチックシンチレータ２１Ｂによるトランスミッション撮像（トランスミッションデータの収集）とを分離して測定することが可能となる。また、一般のγ線用シンチレータ２１Ａを備えたＰＥＴ装置にプラスチックシンチレータ２１Ｂを着脱自在することが可能などのように汎用性も高くなる。

（１０）上述した実施例では、図３および図４に示すようにライトガイド２２を備えたが、必ずしもライトガイド２２を備える必要はない。また、γ線用シンチレータを、相互作用を起こした深さ方向の光源位置(DOI: Depth of Interaction) を弁別するためのＤＯＩ検出器として深さ方向に積層してもよい。

（１１）上述した実施例では、同時計数手段は、図１に示すような同時計数回路６であって、エミッション用とトランスミッション用とを兼用したが、同時計数手段を、エミッション用の同時計数回路とトランスミッション用の同時計数回路とに分けて構成してもよい。

１ａ … 放射線検出器
６ … 同時計数回路
７ … 投影データ算出部
８ … トランスミッションデータ収集部
１０ … 吸収補正部
２１Ａ … γ線用シンチレータ
２１Ｂ … プラスチックシンチレータ
２３ … 光電子増倍管
Ｍ … 被検体

Claims (7)

1. 放射性薬剤が投与された被検体から発生した放射線に基づいて被検体の核医学用データを求める核医学診断装置であって、
   互いに異なるエネルギーを有する放射線を放出する放射線源を添加したシンチレータから構成され、当該放射線源を添加したシンチレータから放出された一方のエネルギーを有した放射線を自身で検出し、他方のエネルギーを有した放射線を検出しない自己放射能検出素子と、
   前記放射性薬剤が投与された被検体から発生した前記放射線、および前記自己放射能検出素子の前記シンチレータから放出された他方のエネルギーを有した放射線を検出する放射線検出素子と、
   前記放射線検出素子および前記自己放射能検出素子により検出された放射線を同時計数する同時計数手段と、
   前記放射線検出素子で検出された放射線のうち、前記放射性薬剤が投与された被検体から発生した放射線を前記同時計数手段により同時計数して得られた同時計数データをエミッションデータとして収集するエミッションデータ収集手段と、
   前記自己放射能検出素子の前記シンチレータから放出されて自身で検出された一方のエネルギーを有した放射線と、他方の放射線検出素子で検出された他方のエネルギーを有した放射線とを前記同時計数手段により同時計数して得られた同時計数データをトランスミッションデータとして収集するトランスミッションデータ収集手段と、
   そのトランスミッションデータ収集手段で収集されたトランスミッションデータに基づいて、前記エミッションデータ収集手段で収集されたエミッションデータの吸収補正を行って、吸収補正されたデータを前記核医学用データとして最終的に求める吸収補正手段と
   を備えることを特徴とする核医学診断装置。
2. 請求項１に記載の核医学診断装置において、
   前記自己放射能検出素子は、前記放射線源を添加したプラスチックシンチレータであることを特徴とする核医学診断装置。
3. 請求項２に記載の核医学診断装置において、
   前記放射線源はコバルトであって、
   前記自己放射能検出素子は、コバルトを添加したプラスチックシンチレータであることを特徴とする核医学診断装置。
4. 請求項１から請求項３のいずれかに記載の核医学診断装置において、
   前記エミッションデータおよび前記トランスミッションデータのための前記同時計数手段で同時計数された同時計数データは、１つの撮影で同時に取得されたデータであることを特徴とする核医学診断装置。
5. 請求項１から請求項４のいずれかに記載の核医学診断装置において、
   検出された放射線に基づく光を電気信号に変換する光電変換を行い、変換された当該電気信号を前記同時計数手段に送る光学素子を備え、
   その光学素子から前記電気信号を前記同時計数手段に送ることにより前記同時計数手段による放射線の同時計数を行い、
   前記放射線検出素子で検出された放射線と、前記自己放射能検出素子で検出された放射線とを同じ光学素子で光電変換することを特徴とする核医学診断装置。
6. 請求項１から請求項４のいずれかに記載の核医学診断装置において、
   検出された放射線に基づく光を電気信号に変換する光電変換を行い、変換された当該電気信号を前記同時計数手段に送る光学素子を備え、
   その光学素子から前記電気信号を前記同時計数手段に送ることにより前記同時計数手段による放射線の同時計数を行い、
   前記放射線検出素子で検出された放射線と、前記自己放射能検出素子で検出された放射線とをそれぞれ別の光学素子で光電変換することを特徴とする核医学診断装置。
7. 請求項６に記載の核医学診断装置において、
   前記放射線検出素子同士のみによる放射線の検出と、前記放射線検出素子および前記自己放射能検出素子による放射線の検出とがそれぞれ可能なように、前記放射線検出素子と前記自己放射能検出素子とを相対的に移動可能に構成することを特徴とする核医学診断装置。

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