JP6516019B2 - 放射線断層撮影装置 - Google Patents

Description

本発明は、被検体から放射される消滅放射線のペアを検出して、被検体内の放射性薬剤分布のイメージングを行う放射線断層撮影装置に関し、特に吸収補正機能を備えた放射線断層撮影装置に関する。

医療機関には、放射性薬剤の分布をイメージングする放射線断層撮影装置が配備されている。この様な放射線断層撮影装置の具体的な構成について説明する。従来の放射線断層撮影装置は、放射線を検出する放射線検出器が円環状に並んで構成される検出器リングが備えられている。この検出器リングは、被検体内の放射性薬剤から照射される互いに反対方向となっている一対の放射線（消滅放射線のペア）を検出する（例えば、特許文献１参照）。

この様な放射線断層撮影装置の一種として、頭部検査用の放射線断層撮影装置がある。この頭部検査用画像撮影装置について具体的に説明する。図２２は、従来の頭部検査用画像撮影装置について説明する図である。従来の頭部検査用画像撮影装置では、検査に際し、被検体の頭部が検出器リング６２に導入される。この状態で、検出器リング６２は、被検体から照射される消滅放射線のペアを検出する。

検出器リング６２は、頭部から発せられた消滅放射線のペアの発生源を特定して、この位置情報を基に放射性薬剤の分布を示す画像が生成される。放射性薬剤は、アミロイドが集積する部位に集まる性質があるので、放射性薬剤の分布図を診断すれば、認知症についての診断が行える。

この様な放射線断層撮影装置は、生成される画像が鮮明でないという問題がある。この画像の乱れの原因となるのが、頭部内における放射線の吸収である。頭部内で生じた消滅放射線対は、頭部を突き抜けて検出器リング６２に入射する。頭部は、放射線をある程度吸収する特性を有している。この吸収特性は、頭部の部位によって異なる。したがって、放射性薬剤の分布画像を生成しようとすると、被検体内の放射線吸収特性がムラとなって画像上に重畳してしまう。

そこで、従来構成の放射線断層撮影装置では、頭部内の放射線の吸収特性（トランスミッションデータ）を計測して、この結果に基づいて検出器リング６２の検出結果を補正するようにしている（例えば特許文献１参照）。この様な補正動作を吸収補正と呼ぶ。図２３は、吸収補正機能を有する放射線断層撮影装置を示している。トランスミッションデータは、被検体の体外に位置する放射線源から放射線を発生させることで計測される。このトランスミッションデータ取得用の検出器リング６３は、頭部から発せられた消滅放射線のペアの検出用の検出器リング６２とは別物である。互いの検出器リング６２，６３は、中心軸を共通させるようにして隣接して配列される。検出器リング６３の内部にはリング型の放射線源が配置される。

リング型の放射線源から発生した放射線は、被検体の頭部を横切ってトランスミッションデータ取得用の検出器リング６３で検出される。このような放射線の検出を行えば、頭部についてのトランスミッションデータを得ることができる。このトランスミッションデータは、放射性薬剤の分布画像に重畳する放射線の吸収特性のムラを表している。したがって、トランスミッションデータに基づいて吸収補正を行うことができる。

トランスミッションデータを取得する方法としては、図２３で説明した方法の他、トランスミッションデータ取得用の検出器リング６３の代わりにＣＴ装置、ＭＲＩ装置を用いるものが考え出されている。

特開２００７−０８６０８９号公報

しかしながら、従来の放射線断層撮影装置は、トランスミッションデータを計測する撮影装置が別途必要になるという問題がある。

図２３で示した装置では、検出器リング６２で頭部内の消滅放射線対の計測を行い、トランスミッションデータ取得用の検出器リング６３でトランスミッションデータを取得している。この様に、二つの検出器リングを並べて配置することで、鮮明な分布画像の生成に必要な放射線の検出が流れ作業的に実行することができる。しかしながら、トランスミッションデータの計測を目的として検出器リングを増やしたことにより、装置の製造コストが増大してしまう。この様な問題点は、検出器リングの代わりにＣＴ装置、ＭＲＩ装置を増設した場合も同様である。

それでは、検出器リング６２のみで必要な放射線の検出を完結することはできないのであろうか。このような方法は技術的には可能である。すなわち、検出器リング６２に被検体と放射線源とを導入した状態でトランスミッションデータを取得し、続いて検出器リング６２から放射線源を離反させた状態で頭部内の消滅放射線対の計測を行えば、新たな検出器リングを設けなくても分布画像の生成に必要な放射線の検出を完結することができる。

しかし、この様な方法では、トランスミッションデータの取得と消滅放射線対の計測とを同時に行うことができない。検出器リング６２は、トランスミッションデータを取得している間は消滅放射線対の計測できず、逆もまたしかりである。つまり、検出器リング６２のみで必要な放射線の検出を完結させようとすると、撮影時間が長くなってしまう。このような事情は、被検体に対する負担の軽減の観点から望ましくはない。

本発明は、この様な事情に鑑みてなされたものであって、その目的は、単一の検出器リングによりトランスミッションデータの取得と消滅放射線対の計測とを同時に行うことができる放射線断層撮影装置を提供することにある。

本発明は上述の課題を解決するために次のような構成をとる。
すなわち、本発明に係る情報処理装置は、（Ｐ１）被検体内に分布する放射性薬剤由来の消滅放射線のペアを検出する検出器リングを備えた放射線断層撮影装置に搭載される情報処理装置において、（Ａ）消滅放射線のペアが検出器リングに入射するときの時間差および、検出器リング上の消滅放射線のペアの入射位置に基づいて、消滅放射線の発生位置を特定する発生位置特定手段と、（Ｂ１）発生位置特定手段により特定された放射線の発生位置を示すデータから、被検体の表面近傍で発生したペアについてのものを選抜するデータ選抜手段と、（Ｃ１）選抜されたデータに基づいて、被検体の表面近傍由来の消滅放射線のペアのうち、被検体表面をなす曲面の接線方向に飛び去ったものの検出回数を基準として、ペアの一方が被検体を貫通する方向に飛び去ったものの検出回数が被検体内の吸収によりどの程度減少したかを算出することにより、被検体内の消滅放射線の吸収特性の分布を示す吸収特性分布データを算出する吸収特性分布算出手段と、（Ｄ）発生位置特定手段により特定された放射線の発生位置を示すデータに基づいて、被検体内の放射性薬剤の分布を示す画像を生成する画像生成手段を備え、（Ｅ）画像生成手段は、吸収特性分布データに基づいて吸収補正を実行することにより画像を生成することを特徴とするものである。

［作用・効果］本発明によれば、単一の検出器リングによりトランスミッションデータの取得と消滅放射線対の計測とを同時に行うことにより、ＰＥＴ装置の製造コストの削減と被検体に対する負担の軽減とを両立させることができる。本発明に係る放射線撮影装置は、ＴＯＦ−ＰＥＴであり、消滅放射線のペアが検出器リングに入射するときの時間差に基づいて、消滅放射線の発生位置の特定ができる。本発明はこの様なＴＯＦ−ＰＥＴの特性を利用したものとなっている。
本発明の最大の特徴は、被検体の表面近傍由来の消滅放射線のペアについてのデータから被検体内の消滅放射線の吸収特性の分布を示す吸収特性分布データ（トランスミッションデータ）を算出することにある。ＴＯＦ−ＰＥＴでは、検出された消滅放射線のペアの発生位置わかるので、当該ペアについてのデータの選抜することが可能である。
従来のトランスミッションデータの取得は、検出器リングと被検体との間にできた隙間に放射線源（外部線源）を挿入し、放射線を被検体に透過させることで実行される。本発明の発明者は、この様な技術的常識にとらわれずに、被検体に投与された放射性薬剤がこの放射線源の代わりにならないかという思考した。放射性薬剤は、被検体の全身を巡るので、被検体の表面にもある程度分布している。そこで、この被検体の表面に蓄積している放射性薬剤を従来の外部線源の代わりに用いるというアイデアが生み出されたのである。
本発明によれば、被検体由来の放射性薬剤の検出によりトランスミッションデータを得ることができるので、トランスミッションデータ専用の撮影を行う必要がない。これにより、トランスミッションデータ専用の検出器リングが必要でなく、トランスミッションデータ専用の撮影に時間を割く必要もない。
また、本発明によれば、より吸収補正に適したトランスミッションデータを得ることができる。従来の外部線源を用いる方法では、放射性薬剤の吸収分布を忠実に表したトランスミッションデータを取得することができない。外部線源から発する放射線のエネルギーと、放射性薬剤から発する放射線のエネルギーとが互いに異なるからである。本発明によれば、放射性薬剤由来の放射線そのものでトランスミッションデータを取得する構成となっているので、放射線薬剤由来の放射線がどのように吸収されるかをより忠実に示したトランスミッションデータを算出することができる。

また、上述の情報処理装置において、データ選抜手段が選抜するデータは、被検体皮膚下にある毛細血管に蓄積している放射性薬剤由来の消滅放射線のペアに係るものであればより望ましい。

［作用・効果］上述の構成は、吸収特性分布データを算出するのに用いられる被検体の表面近傍を具体的に特定している。データ選抜手段が選抜するデータは、被検体皮膚下にある毛細血管に蓄積している放射性薬剤由来の消滅放射線のペアに係るものであればより確実に吸収特性分布データを算出することができる。

また、上述の情報処理装置において、吸収特性分布算出手段は、被検体を貫通する方向に飛び去ったペアの検出回数から被検体表面をなす曲面の接線方向に飛び去ったペアの検出回数を除算して放射線の吸収率を算出することで動作すればより望ましい。

［作用・効果］上述の構成は、本発明の具体的な構成を説明している。被検体を貫通する方向に飛び去ったペアの検出回数から被検体表面をなす曲面の接線方向に飛び去ったペアの検出回数を除算して放射線の吸収率を算出すれば、被検体内の消滅放射線の吸収特性を確実に取得することができる。

また、上述の情報処理装置において、データ選抜手段は、事前に取得された被検体の輪郭の形状を示すデータに基づいて動作すればより望ましい。

［作用・効果］上述の構成は、本発明の具体的な構成を説明している。事前に取得された被検体の輪郭の形状を示す有効なデータがある場合、データ選抜手段はこれを用いて動作することができる。

また、本発明に係る情報処理装置は、（Ｐ２）被検体内に分布する放射性薬剤由来の消滅放射線のペアを検出する検出器リングと、被検体外部から放射線を照射する構成であって、検出器リング内に配置される放射線源を備えた放射線断層撮影装置に搭載される情報処理装置において、（Ａ）消滅放射線のペアが検出器リングに入射するときの時間差および、検出器リング上の消滅放射線のペアの入射位置に基づいて、消滅放射線の発生位置を特定する発生位置特定手段と、（Ｂ２）発生位置特定手段により特定された放射線の発生位置を示すデータから、放射線源で発生したペアについてのものを選抜するデータ選抜手段と、（Ｃ２）選抜されたデータに基づいて、被検体内の消滅放射線の吸収特性の分布を示す吸収特性分布データを算出する吸収特性分布算出手段と、（Ｄ）発生位置特定手段により特定された放射線の発生位置を示すデータに基づいて、被検体内の放射性薬剤の分布を示す画像を生成する画像生成手段を備え、（Ｅ）画像生成手段は、吸収特性分布データに基づいて吸収補正を実行することにより画像を生成することを特徴とするものである。

［作用・効果］上述の構成は、本発明における別の構成を説明している。この構成によっても単一の検出器リングによりトランスミッションデータの取得と消滅放射線対の計測とを同時に行うことにより、ＰＥＴ装置の製造コストの削減と被検体に対する負担の軽減とを両立させることができる。
本発明に係る放射線撮影装置は、ＴＯＦ−ＰＥＴであり、消滅放射線のペアが検出器リングに入射するときの時間差に基づいて、消滅放射線の発生位置の特定ができる。本発明はこの様なＴＯＦ−ＰＥＴの特性を利用したものとなっている。
従来のトランスミッションデータの取得は、検出器リングと被検体との間にできた隙間に放射線源（外部線源）を挿入し、放射線を被検体に透過させることで実行される。その後、外部線源を検出器リングから離反させて、今度は被検体内に分布する放射性薬剤由来の放射線の検出を実行してエミッションデータを取得する。本発明の発明者は、この様な技術的常識にとらわれずに、外部線源が導入した状態でトランスミッションデータのみならずエミッションデータまでも取得することができないかと思考した。
本発明によれば、検出器リングで検出されたデータから外部線源由来の放射線に係るものを分離してトランスミッションデータを生成できるデータ選抜手段を備えている。検出器リングで検出されたデータには、被検体内の放射性薬剤由来の放射線に係るデータも含まれている。したがって、このデータに対しトランスミッションデータを用いた吸収補正を行えば、被検体の吸収特性が除去された放射性薬剤の分布画像を得ることができる。
本発明によれば、外部線源のありとなしの異なる条件によって、二回の撮影をすることなく、外部線源ありの撮影だけで分布画像を取得することができる。

また、本発明は、頭部撮影用の放射線撮影装置等、様々な装置に適用することができる。

本発明によれば、単一の検出器リングによりトランスミッションデータの取得と消滅放射線対の計測とを同時に行うことにより、ＰＥＴ装置の製造コストの削減と被検体に対する負担の軽減とを両立させることができる。すなわち、被検体の表面近傍由来の消滅放射線のペアについてのデータから被検体内の消滅放射線の吸収特性の分布を示すトランスミッションデータが算出される。本発明によれば、被検体由来の放射性薬剤の検出によりトランスミッションデータを得ることができるので、トランスミッションデータ専用の撮影を行う必要がない。

実施例１に係る放射線断層撮影装置を説明する機能ブロック図である。 実施例１に係る検出器リングを説明する平面図である。 実施例１に係る放射線検出器を説明する斜視図である。 実施例１に係るＬＯＲを説明する模式図である。 実施例１に係るＴＯＦを説明する模式図である。 実施例１に係る生データを説明する模式図である。 実施例１に係るデータ処理の概要を説明する概念図である。 実施例１に係る輪郭抽出処理を説明する模式図である。 実施例１に係るデータ選抜処理を説明する模式図である。 実施例１に係る生データの特性を説明する模式図である。 実施例１に係るデータ選抜処理を説明する模式図である。 実施例１に係る吸収特性分布算出処理を説明する模式図である。 実施例１に係る吸収特性分布算出処理を説明する模式図である。 実施例１に係る吸収特性分布算出処理を説明する模式図である。 実施例１に係る吸収特性分布算出処理を説明する模式図である。 実施例１に係る吸収特性分布算出処理を説明する模式図である。 実施例１に係る断層画像生成処理を説明する模式図である。 実施例２に係る放射線断層撮影装置を説明する機能ブロック図である。 実施例２に係る放射線源の移動を説明する平面図である。 実施例２に係る生データを説明する模式図である。 実施例２に係る吸収特性分布算出処理を説明する模式図である。 従来構成に係る頭部用ＰＥＴ装置について説明する模式図である。 従来構成に係る頭部用ＰＥＴ装置について説明する模式図である。

以下、本発明に係る放射線断層撮影装置の実施例について図面を参照しながら説明する。実施例１におけるγ線は本発明の放射線の一例である。なお、実施例１の構成は、頭部検査用画像診断装置となっている。すなわち、実施例１の放射線断層撮影装置は、頭部に分布する放射性薬剤のイメージングを行って断層画像を生成するＰＥＴ(Positron Emission Tomography)装置の一種である。なお、頭部検査用の放射線撮影装置は、実施形態の一例である。本発明は、全身用の装置や乳房検診用の装置など他の構成の放射線断層撮影装置にも適用することができる。また、本発明は、後述するＴＯＦ(time of flight)−ＰＥＴに係る装置であることが前提となる。放射性薬剤から放射される消滅放射線のペアは、５１１ｋｅｖのエネルギーを有している。

図１は、本発明に係る放射線断層撮影装置の機能ブロック図である。すなわち、本発明に係る装置は、陽電子放出型の放射性薬剤が投与された被検体の頭部を導入する検出器リング１２と、情報処理に係る各部２１，２２，２３，２４，２５とを備えている。検出器リング１２は、鉛直の中心軸を有するリング状の構成であり、被検体の頭部に分布する放射性薬剤由来の消滅放射線のペアを検出する構成である。なお、本明細書では、情報処理に係る各部をまとめて情報処理装置と呼んでいる。

検出器リング１２の構成について説明する。検出器リング１２は、例えば１０個の放射線検出器１がｚ方向（鉛直方向）に垂直な平面上の仮想円に配列されることで、１つの単位リング１２ａが形成される。この単位リング１２ａがｚ方向に例えば３個配列されて検出器リング１２が構成される（具体的には、図２参照）。

放射線検出器１の構成について簡単に説明する。図３は、実施例１に係る放射線検出器の構成を説明する斜視図である。放射線検出器１は、図３に示すように放射線を光に変換するシンチレータ２と、光を検出するシリコンフォトマルチプライアから構成される光検出器３とを備えている。そして、シンチレータ２と光検出器３との介在する位置には、光を授受するライトガイド４が備えられている。

シンチレータ２は、シンチレータ結晶が３次元的に配列されて構成されている。シンチレータ結晶は、Ｃｅが拡散したＬｕ_{２（１−Ｘ）}Ｙ_２ＸＳｉＯ_５（以下、ＬＹＳＯとよぶ）によって構成されている。そして、光検出器３は、どのシンチレータ結晶が光を発したかという光の発生位置を特定することができるようになっているとともに、光の強度や、光の発生した時刻をも特定することができる。また、実施例１の構成のシンチレータ２は、採用しうる態様の例示にすぎない。したがって、本発明の構成は、これに限られるものではない。

同時計数部２１（図１参照）には、検出器リング１２から出力された検出信号が送られてきている。検出器リング１２に同時に入射した２つのγ線は、被検体内の放射性薬剤に起因する消滅γ線ペアである。同時計数部２１は、検出器リング１２を構成するシンチレータ結晶のうちの２つの組み合わせ毎に消滅γ線ペアが検出された回数をカウントし、この結果を発生位置特定部２２に送出する。同時計数部２１による検出信号の同時性の判断は、クロックによって検出信号に付与された時刻情報が用いられる。発生位置特定部２２は本発明の発生位置特定手段に相当する。

同時計数部２１にとっての同時とは、時刻の完全一致を意味するものではない。同時計数部２１は、検出器リング１２に入射した２つのγ線の検出時刻が多少ズレていても消滅γ線のペアであると認定する。というのも、消滅γ線のペアが検出器リング１２で検出される時刻は、多少のズレが予想されるのである。同時計数部２１は、γ線の同時性の判断を緩和することにより、消滅γ線のペアを確実に捉えることができるようになっている。

消滅γ線のペアの検出に時間差が生じる理由について説明する。図４は、消滅γ線のペアが検出器リング１２で検出された様子を示している。消滅γ線のペアは、１８０°反対方向に進むので、ペアの一方が左上方向に進んであるシンチレータ結晶に入射したとすると、ペアのもう一方は、右下方向に進んで別のシンチレータ結晶に入射する。この二つのシンチレータ結晶を結ぶ直線をＬＯＲ(Line of response)と呼び、消滅γ線のペアは、この線上のどこかで生じたことになる。

図５左側は、消滅γ線のペア検出に係る時間差Δｔが０であったときを表している。この場合、消滅γ線のペアは、ＬＯＲの中間点ｐ１で生じたものである。消滅γ線のペアは、同じだけの距離を進んでシンチレータ結晶に入射したので、消滅γ線のペアの発生から検出までにかかった時間は、ペアの間で同じとなる。

図５右側は、消滅γ線のペア検出に係る時間差Δｔが０でなかったときを表している。この場合、消滅γ線のペアは、ＬＯＲの中間から外れた点ｐ２で生じたものである。消滅γ線のペアは、異なる距離を進んでシンチレータ結晶に入射したので、消滅γ線のペアの発生から検出までにかかった時間に差ができてしまったのである。

この様な事情があるので、同時計数部２１は、ある程度の時間差を許容しつつγ線の同時性を判断している。

この様な事情は、消滅γ線のペアの発生位置を特定することができることを示している。図４の説明では、消滅γ線のペアの発生位置は、ＬＯＲ上のどこかにあるという説明であったが、消滅γ線のペアが検出された時間差を利用すれば、消滅γ線のペアの発生位置をもっと絞り込むことができる。すなわち、消滅γ線のペア検出に係る時間差Δｔが０であったとき図５左側に示すように、消滅γ線のペアは、ＬＯＲの中間点ｐ１で生じたことがわかる。また、例えば、消滅γ線のペア検出に係る時間差Δｔが０でなかったときは、時間差の大きさと、どちらのγ線の検出が早いかで消滅γ線のペアの発生位置を知ることができる。

実施例１に係る放射線撮影装置は、この様な考えに基づいて消滅γ線のペアの発生位置を知る構成となっている。この様な構成の装置をＴＯＦ−ＰＥＴと呼ぶ。同時計数部２１は、同時計数に関するデータを発生位置特定部２２に送出する。同時計数に関するデータは、単に消滅γ線のペアのカウント数を意味するのではなく、消滅γ線のペアのそれぞれについての個別の情報も含まれている。発生位置特定部２２は、同時計数に関するデータに基づいて、消滅γ線のペアの発生位置を特定する。このようにして発生位置特定部２２は、消滅放射線のペアが検出器リング１２に入射するときの時間差および、検出器リング１２上の消滅放射線のペアの入射位置に基づいて、消滅放射線の発生位置を特定する。

図６は、発生位置特定部２２が特定した消滅γ線のペアの発生位置に基づいて放射性薬剤の分布をイメージングしたマップを示している。図６は、被検体の頭部を輪切りにする平面上における放射性薬剤の濃度がマッピングされている。したがって、図６において円形に見えるのは被検体の頭部の断層像である。このようなマップは、網掛けで示す薬剤分布の像に斜線で示すγ線の吸収特性の分布像が重畳したものとなっている。診断に有効なのは、網掛けで示す薬剤分布像のみであり、斜線で示す吸収特性分布像は、正確な診断の妨げになる。

そこで、本発明では、図７に示すように、発生位置特定部２２の出力データから斜線で示す吸収特性分布を抽出し、これに基づいて吸収補正を行うことにより網掛けで示す薬剤分布像を得るような構成となっている。従来の吸収補正は、斜線で示す吸収特性分布を別の撮影で取得する構成となっていた。本発明は、発生位置特定部２２の出力データから吸収特性分布を抽出する構成となっているのが最大の特徴である。

発生位置特定部２２から出力された生データは、輪郭抽出部２３に送出される。輪郭抽出部２３は、図８に示すように図６で示した生データから被検体の輪郭を認識する。輪郭の認識方法としては、生データから図６に示すようなマップを生成し、画像認識で輪郭の認識を行うようにしてもよいし、生データに含まれる互いに平行なＬＯＲのカウント数を比較することで輪郭の認識を行うようにしてもよい。被検体の頭部は、検出器リング１２の撮影視野の中心に位置しているので、撮影視野の周縁には被検体の頭部はない。従って、互いに平行なＬＯＲのカウント数を撮影視野の一端にあるＬＯＲから他端にあるＬＯＲに向けて順に見ていくと、最初のＬＯＲは撮影視野の周縁に位置しているから放射線検出がない。そこから撮影視野の中心に向けて各ＬＯＲを見ていくと、ＬＯＲが被検体頭部にさしかかり、カウント数が急に増加する。輪郭抽出部２３は、この様な原理に基づいて互いに平行なＬＯＲのうちカウント数が急に増加しているものを探索することにより被検体の輪郭を認識することもできる。

被検体の輪郭部には、放射性薬剤が集まりやすい毛細血管が存在している。したがって、図６で説明したマップには、毛細血管に集積する放射性薬剤が比較的高濃度に写り込む。輪郭抽出部２３はこの様な特性を利用して生データから被検体の輪郭を抽出することができるのである。

輪郭抽出部２３が生成した撮影視野内における被検体の輪郭の位置を示すデータをデータ選抜部２４に送出する。データ選抜部２４は、発生位置特定部２２から出力された生データから被検体の輪郭で発した放射線の検出に係るものを選抜し、新たなデータを生成する。生データは、図９に示すように、ＬＯＲとカウント数が関連したデータと考えることができる。データ選抜部２４は、この様な生データから被検体の輪郭で発した放射線の検出に係るもののみを選抜して選抜データを生成する。すなわち、データ選抜部２４は、発生位置特定部２２により特定された放射線の発生位置を示すデータから、被検体の表面近傍で発生したペアについてのものを選抜する。データ選抜部２４は本発明のデータ選抜手段に相当する。

このようなデータ選抜は、ＴＯＦ−ＰＥＴだからこそできるという点には注意すべきである。図１０は、この様な事情を説明している。図１０左側は、あるＬＯＲ（ＬＯＲ＿ａ）に係るカウント数が生データにどのように記述されているかを示している。この場合の生データとは、同時計数部２１の出力をいい、ＴＯＰ−ＰＥＴに特有の発生位置特定部２２の出力ではない。図１０左側を見れば分かるように、生データにおいてはＬＯＲ＿ａのカウントが記述されているだけである。したがって、例え、ＬＯＲ＿ａについて百万カウントが検出されていたとしても、それぞれのカウントがＬＯＲ上のどの位置から発生したものか知ることができない。従って、生データでは、図１０左側においてＬＯＲ＿ａ上の太線で示す範囲のどこかから発生した放射線を検出したものを一緒くたに扱っている。とはいえ、消滅放射線のペアは、被検体内で発生したことに間違いはないので、ＬＯＲ＿ａについてのカウントに係る放射線は被検体内のどこかで発生したことにはなる。

これに比べて、本明細書のＴＯＦ＿ＰＥＴでは、ＬＯＲ＿ａ上で観察された百万カウントの放射線をより詳細に分類することができる。すなわち、本明細書の装置では図５で説明した原理に基づいて、百万カウントのうち、ＬＯＲ＿ａ上の点ｐについてのカウントを知ることができる。図１０は、ＬＯＲ＿ａ上の点ｐについてのカウントは、１，０００となっている。なお、点ｐは、被検体の輪郭に位置しているものとする。

当然ながら、点ｐを通過するＬＯＲはＬＯＲ＿ａのみではない。図１１には、点ｐを通過するＬＯＲ＿ｂ，ＬＯＲ＿ｃ，ＬＯＲ＿ｄの３つのＬＯＲが描かれている。生データには、これらＬＯＲについての記述もなされているので、ＬＯＲ＿ａと同様、各ＬＯＲ上の点ｐについてのカウントも知ることができる。

本発明のデータ選抜部２４は、この様な原理に基づいて、元データから被検体の輪郭に位置する点ｐを通過する各ＬＯＲについての放射線の検出カウントを抽出する。撮影視野においてどこが被検体の輪郭なのかは輪郭抽出部２３が出力したデータから容易に知ることができる。データ選抜部２４が選抜するデータは、図６を用いて説明したように被検体皮膚下にある毛細血管に蓄積している放射性薬剤由来の消滅放射線のペアに係るものである。

点ｐについての放射線のカウント数を示すデータは、吸収特性分布算出部２５に送出される。このとき送出されるデータは、ＬＯＲとカウント数とが関連したデータであり、カウント数は、点ｐで発生した放射線についてカウントしたものとなっている。吸収特性分布算出部２５は本発明の吸収特性分布算出手段に相当する。

図１２に示すように、点ｐを通過する２つのＬＯＲについて考える。ＬＯＲの一つは、閉じた輪の形となっている被検体の輪郭の接線方向に伸びるものであり、もう一つは、被検体の内部を貫くＬＯＲである。説明の便宜上、２つのＬＯＲは、互いに直交しているものとする。

点ｐで生じた放射線は、四方八方に放射されるので、飛び去る方向に偏りはないはずである。つまり、図１２に示すように、点ｐから放射された放射線のうち、輪郭の接線方向に向かったものと、接線方向と直交する方向に向かったものは同数なはずである。したがって、図１２左側に示すように、接線方向のＬＯＲについてのカウント数が１０００カウントだとすれば、直交方向のＬＯＲのカウント数も１０００カウントとなるはずである。ちなみに、直交方向のＬＯＲは、被検体像を突き抜けているので、検出器リング１２には、図１２左側に示した輪郭の右端由来の放射線も検出しているはずである。しかし、本発明に係る装置はＴＯＦ−ＰＥＴであるから、輪郭の左端に位置する点ｐのみについてのカウント数を知ることができる。

ところが、実際には、２つのＬＯＲのカウント数は同じにならない。点ｐから放射された放射線の吸収に偏りがあるからである。図１２の右側は、この様な事情を説明している。点ｐで発生した放射線は、全てが検出器リング１２に届くわけではない。被検体内で放射線の吸収が起こるからである。この吸収について、まずは接線方向のＬＯＲで考えてみる。点ｐで生じ被検体輪郭の接線方向に飛び去る放射線は、発生後すぐに被検体から抜き出る。したがって、接線方向に飛び去る放射線は、ほとんど被検体で吸収されずに検出器リング１２で検出される。

直交方向のＬＯＲに沿って飛び去る放射線はそうはならない。点ｐで生じ接線方向と直交する直交方向に飛び去る放射線は、検出器リング１２に到達するまでに被検体内部を長い距離を横切らなければならない。放射線は、被検体を通過するうちに一部が吸収され、結局全てが検出器リング１２に到達することがない。したがって、図１２右側に示すように、接線方向のＬＯＲについてのカウント数が１０００カウントだとすれば、直交方向のＬＯＲのカウント数は１０００より少ない例えば５００カウントとなったりする。なお、点ｐで生じ、直交方向のＬＯＲに沿って飛び去る放射線は、点ｐの右側に向けて飛び去るものと左側に向けて飛び去るものの２つがある。このうち、左側に向けて飛び去るものは、被検体をすぐに脱出するので、ほとんど吸収されずに検出器リング１２に入射することにはなる。しかし、同時計数部２１は、右側に向けて飛び去った放射線と左側に向けて飛び去った放射線との両方が検出されてはじめて放射線の検出数をカウントするようになっている。したがって、点ｐの右側に向けて飛び去る放射線が吸収されるのに応じて消滅放射線のペアのカウントは下がるのである。

直交方向のＬＯＲに沿って飛び去った放射線がどの程度吸収されたかは、直交方向のＬＯＲに係るカウント数と、接線方向のＬＯＲについてのカウント数とを比較することで分かる。接線方向のＬＯＲについてのカウント数は、放射線吸収の影響を受けない基準と考えることができるからである。図１２右側の場合だと、被検体内で放射線の吸収がない場合のカウント数は、接線方向についてのＬＯＲに係るカウント数と同じ１０００であると言える。直交方向のＬＯＲのカウント数は、５００であり、吸収がないとしたときの半分しかないわけであるから、直交方向のＬＯＲについて放射線の吸収率は５０％であったことが分かる。

このような異なるＬＯＲの間で見られるカウント数の違いを調べれば、被検体内部全体の吸収特性を知ることができる。図１３は、点ｐを通過する複数のＬＯＲ１−ＬＯＲ５について、それぞれの吸収率が算出される様子を示している。これら吸収率の算出は、すべて接線方向についてのＬＯＲに係るカウント数が基準となっている。吸収特性分布算出部２５は、この様な原理に基づいて点ｐに係る吸収率の算出を繰り返す。

図１４は、被検体の輪郭に属する点ｐとは異なる他の点ｐ１，点ｐ２についてＬＯＲに係る吸収率を算出している様子を表している。吸収特性分布算出部２５は、点ｐで説明したのと同じ原理に基づいて点ｐ１，点２に係る吸収率の算出を繰り返す。吸収特性分布算出部２５は、この要領で被検体の輪郭に属する全ての点について吸収率の算出を完了させる。すなわち、吸収特性分布算出部２５は、被検体を貫通する方向に飛び去ったペアの検出回数から被検体表面をなす曲面の接線方向に飛び去ったペアの検出回数を除算して放射線の吸収率を算出することで動作する。

図１５は、こうして得られた吸収率に基づいて被検体内の吸収特性をマッピングする様子を示している。図１５は、被検体内部に位置する点について放射線の吸収特性を算出する様子を示している。図１５左側の点Ｑ１について説明する。点Ｑ１を通過するＬＯＲの各々は、全て被検体の輪郭を通過している。吸収特性分布算出部２５によって、被検体の輪郭に属する全ての点について図１４で説明した吸収率の算出がなされているわけだから、これらＬＯＲの全てについて吸収率は既に計算されているということになる。図１５左側に記載したＬＯＲは全て点Ｑ１を通過しているから、点Ｑ１がもし放射線を吸収しやすい部分だとすると、吸収率は、低めになるはずである。この様な事情は、点Ｑ１の近くにある点Ｑ２についても同様である。

吸収特性分布算出部２５は、例えば、点Ｑ１を通過するＬＯＲに係る吸収率の平均値と、点Ｑ２を通過するＬＯＲに係る吸収率の平均値と算出することにより、各点において放射線の吸収特性がどのように違うかを評価することができる。図１５においては被検体内の２点Ｑ１，Ｑ２しか問題としなかったが、被検体内に含まれる全ての点について平均値を算出すれば、放射線の吸収特性の比較を被検体内全域に行うことができる。吸収特性分布算出部２５はこのような原理に基づいて、図１６に示すように、被検体内部の放射線吸収特性の分布を算出し、元データから被検体内の放射線吸収特性の分布を示すデータを算出する。なお、図１６では分かりやすさのためデータを断層画像として描いているが、実際のデータは、位置と強度が関連したデータセットである。

このように、吸収特性分布算出部２５は、選抜されたデータに基づいて、被検体の表面近傍由来の消滅放射線のペアのうち、被検体表面をなす曲面の接線方向に飛び去ったものの検出回数を基準として、ペアの一方が被検体を貫通する方向に飛び去ったものの検出回数が被検体内の吸収によりどの程度減少したかを算出することにより、被検体内の消滅放射線の吸収特性の分布を示す吸収特性分布データを算出する。

放射線吸収特性の分布を示すデータは、断層画像生成部２６に送出される。断層画像生成部２６は、図１７に示すように発生位置特定部２２が出力した生データから放射線吸収特性の分布を示すデータに基づいて、被検体内の放射線吸収の影響を取り除いて、被検体内の放射性薬剤の分布のみを示す断層画像を生成する。断層画像生成部２６は、発生位置特定部２２により特定された放射線の発生位置を示すデータに基づいて、被検体内の放射性薬剤の分布を示す画像を生成する。その際、断層画像生成部２６は、吸収特性分布データに基づいて吸収補正を実行することにより画像を生成する。断層画像生成部２６は本発明の断層画像生成手段に相当する。

主制御部３１は、各部２１，２２，２３，２４，２５，２６を実現するためのプログラムを実行する構成である。記憶部３２は、各部２１，２２，２３，２４，２５，２６が動作に必要なパラメータや、各種算出によって生じた中間的なデータを収納する構成となっている。操作卓３３は、検出開始等の指示を術者に入力させる構成である。表示部３４は、断層画像を表示する構成である。

以上のように、本発明によれば、単一の検出器リング１２によりトランスミッションデータの取得と消滅放射線対の計測とを同時に行うことにより、ＰＥＴ装置の製造コストの削減と被検体に対する負担の軽減とを両立させることができる。本発明に係る放射線撮影装置は、ＴＯＦ−ＰＥＴであり、消滅放射線のペアが検出器リング１２に入射するときの時間差に基づいて、消滅放射線の発生位置の特定ができる。本発明はこの様なＴＯＦ−ＰＥＴの特性を利用したものとなっている。

本発明の最大の特徴は、被検体の表面近傍由来の消滅放射線のペアについてのデータから被検体内の消滅放射線の吸収特性の分布を示す吸収特性分布データ（トランスミッションデータ）を算出することにある。ＴＯＦ−ＰＥＴでは、検出された消滅放射線のペアの発生位置わかるので、当該ペアについてのデータの選抜することが可能である。

従来のトランスミッションデータの取得は、検出器リング１２と被検体との間にできた隙間に放射線源（外部線源）を挿入し、放射線を被検体に透過させることで実行される。本発明の発明者は、この様な技術的常識にとらわれずに、被検体に投与された放射性薬剤がこの放射線源の代わりにならないかという思考した。放射性薬剤は、被検体の全身を巡るので、被検体の表面にもある程度分布している。そこで、この被検体の表面に蓄積している放射性薬剤を従来の外部線源の代わりに用いるというアイデアが生み出されたのである。

本発明によれば、被検体由来の放射性薬剤の検出によりトランスミッションデータを得ることができるので、トランスミッションデータ専用の撮影を行う必要がない。これにより、トランスミッションデータ専用の検出器リング１２が必要でなく、トランスミッションデータ専用の撮影に時間を割く必要もない。

また、本発明によれば、より吸収補正に適したトランスミッションデータを得ることができる。従来の外部線源を用いる方法では、放射性薬剤の吸収分布を忠実に表したトランスミッションデータを取得することができない。外部線源から発する放射線のエネルギーと、放射性薬剤から発する放射線のエネルギーとが互いに異なるからである。本発明によれば、放射性薬剤由来の放射線そのものでトランスミッションデータを取得する構成となっているので、放射線薬剤由来の放射線がどのように吸収されるかをより忠実に示したトランスミッションデータを算出することができる。

続いて、実施例２に係る放射線断層撮影装置について説明する。実施例２に係る放射線断層撮影装置は、図１８に示すように検出器リング１２内部に放射線源１３を有することが実施例１の構成と大きく違う。実施例２においては、輪郭抽出部２３は必ずしも必要ない。

放射線源１３は、６６２ｋｅｖの放射線を放射する放射性セシウムが封入された点線源である。この放射線源１３は、検出器リング１２の中心軸に平行に伸びる支柱に支持されており、支柱は放射線移動機構１５に接続されている。放射線源１３は、放射線源移動機構１５により、図１９に示すように被検体の頭部の周りを一周する構成となっている。放射線源移動制御部１６は、放射線源移動機構１５を制御する構成である。放射線源１３は、被検体外部から放射線を照射する構成であって、検出器リング１２内に配置される。

実施例２に係る装置では、被検体に対して放射線源１３を回転させながら放射線の検出が行われる。従って実施例２の装置では、発生位置特定部２２が出力した生データには、放射線源１３の軌跡に当たる図２０に示すようなドーナツ型の像が含まれている。

データ選抜部２４は、発生位置特定部２２から出力された生データから放射線源１３で発した放射線の検出に係るものを選抜し、新たなデータを生成する。生データは、図９に示すように、ＬＯＲとカウント数が関連したデータと考えることができる。データ選抜部２４は、この様な生データから放射線源１３で発した放射線の検出に係るもののみを選抜して選抜データを生成する。このようなデータ選抜は、図１０で説明したように、ＴＯＦ−ＰＥＴだからこそできるという点には注意すべきである。撮影視野においてどこが放射線源１３の軌跡に当たるのかは、放射線源１３と検出器リング１２との位置関係および放射線源１３の移動様式により容易に知ることができる。データ選抜部２４は、発生位置特定部２２により特定された放射線の発生位置を示すデータから、放射線源１３で発生したペアについてのものを選抜する。

データ選抜部２４は、選抜データを吸収特性分布算出部２５に送出する。したがって、図２１において放射線源１３の軌跡に属する点ｐについての放射線のカウント数を示すデータもこのとき吸収特性分布算出部２５に送出されることになる。送出されるデータは、ＬＯＲとカウント数とが関連したデータであり、カウント数は、点ｐで発生した放射線についてカウントしたものとなっている。吸収特性分布算出部２５は、選抜されたデータに基づいて、被検体内の消滅放射線の吸収特性の分布を示す吸収特性分布データを算出する。

図２１に示すように、点ｐを通過するＬＯＲについて考える。ＬＯＲの一つは、被検体を通過せず直接検出器リング１２に入射したものであり、その他は、被検体の内部を貫くＬＯＲである。

点ｐで生じた放射線は、四方八方に放射されるので、飛び去る方向に偏りはないはずである。ところが、実際には、ＬＯＲのカウント数は同じにならない。点ｐから放射された放射線の吸収に偏りがあるからである。点ｐで生じ被検体を通過せず検出器リング１２に入射する放射線は、被検体で吸収されずに検出器リング１２で検出される。

ところが、被検体の内部を貫くＬＯＲに沿って飛び去る放射線はそうはならない。これらの放射線は、検出器リング１２に到達するまでに被検体内部を横切らなければならない。放射線は、被検体を通過するうちに一部が吸収され、結局全てが検出器リング１２に到達することがない。

直交方向のＬＯＲに沿って飛び去った放射線がどの程度吸収されたかは、被検体を通過しないＬＯＲに係るカウント数と、被検体を通過するＬＯＲについてのカウント数とを比較することで分かる。被検体を通過しないＬＯＲについてのカウント数は、放射線吸収の影響を受けない基準と考えることができるからである。

このような異なるＬＯＲの間で見られるカウント数の違いを調べれば、被検体内部全体の吸収特性を知ることができる。図２１は、点ｐを通過する複数のＬＯＲについて、それぞれの吸収率が算出される様子を示している。これら吸収率の算出は、すべて被検体を通過しないＬＯＲに係るカウント数が基準となっている。吸収特性分布算出部２５は、この様な原理に基づいて点ｐに係る吸収率の算出を繰り返す。

吸収特性分布算出部２５は、図２１の点ｐで説明したのと同じ原理に基づいて放射線源１３の軌跡上にある他の点について吸収率の算出を繰り返す。吸収特性分布算出部２５は、この要領で放射線源１３の軌跡に属する全ての点について吸収率の算出を完了させる。

こうして得られた吸収率に基づいて被検体内の吸収特性をマッピングすることができる。この点については図１５を用いて既に説明済みである。すなわち、吸収特性分布算出部２５は、例えば、ある点Ｑ１を通過するＬＯＲに係る吸収率の平均値と、他の点Ｑ２を通過するＬＯＲに係る吸収率の平均値と算出することにより、各点において放射線の吸収特性がどのように違うかを評価することができる。被検体内に含まれる全ての点について平均値を算出すれば、放射線の吸収特性の比較を被検体内全域に行うことができる。吸収特性分布算出部２５はこのような原理に基づいて、被検体内部の放射線吸収特性の分布を算出し、元データから被検体内の放射線吸収特性の分布を示すデータを算出する。このとき得られるデータは、位置と強度が関連したデータセットである。

放射線吸収特性の分布を示すデータは、断層画像生成部２６に送出される。断層画像生成部２６は、発生位置特定部２２が出力した生データから放射線吸収特性の分布を示すデータに基づいて、被検体内の放射線吸収の影響を取り除いて、被検体内の放射性薬剤の分布のみを示す断層画像を生成する。この動作については実施例１と同様である。

以上のように、実施例２の構成は、本発明における別の構成を説明している。この構成によっても単一の検出器リング１２によりトランスミッションデータの取得と消滅放射線対の計測とを同時に行うことにより、ＰＥＴ装置の製造コストの削減と被検体に対する負担の軽減とを両立させることができる。

本発明に係る放射線撮影装置は、ＴＯＦ−ＰＥＴであり、消滅放射線のペアが検出器リング１２に入射するときの時間差に基づいて、消滅放射線の発生位置の特定ができる。本発明はこの様なＴＯＦ−ＰＥＴの特性を利用したものとなっている。

従来のトランスミッションデータの取得は、検出器リング１２と被検体との間にできた隙間に放射線源（外部線源）を挿入し、放射線を被検体に透過させることで実行される。その後、外部線源を検出器リング１２から離反させて、今度は被検体内に分布する放射性薬剤由来の放射線の検出を実行してエミッションデータを取得する。本発明の発明者は、この様な技術的常識にとらわれずに、外部線源が導入した状態でトランスミッションデータのみならずエミッションデータまでも取得することができないかと思考した。

本発明によれば、検出器リング１２で検出されたデータから外部線源由来の放射線に係るものを分離してトランスミッションデータを生成できるデータ選抜部２４を備えている。検出器リング１２で検出されたデータには、被検体内の放射性薬剤由来の放射線に係るデータも含まれている。したがって、このデータに対しトランスミッションデータを用いた吸収補正を行えば、被検体の吸収特性が除去された放射性薬剤の分布画像を得ることができる。

本発明によれば、外部線源のありとなしの異なる条件によって、二回の撮影をすることなく、外部線源ありの撮影だけで分布画像を取得することができる。

本発明は上述の実施例に限られず、下記のように変形実施することもできる。

（１）実施例１の輪郭抽出部２３は、発生位置特定部２２から出力された生データから被検体の輪郭を抽出するようにしていたが、本発明はこの構成に限られない。生データの代わりに、輪郭抽出部２３が以前ＣＴ撮影やＭＲＩ撮影で得られた断層画像に基づいて被検体の輪郭を抽出するようにしてもよい。被検体の輪郭は、多少年月が経過しても比較的同じ形状が保たれる。したがって、以前撮影されたＣＴ画像等を援用して本発明に係るＰＥＴ撮影を実行することもできる。本変形例に係るデータ選抜部２４は、事前に取得された被検体の輪郭の形状を示すデータに基づいて動作する。

（２）本発明に係る画像処理装置は、以下の処理を実行することによっても実現される。即ち、上述した実施形態の機能を実現するソフトウェア（プログラム）を、ネットワーク又は各種記憶媒体を介してシステム或いは装置に供給し、そのシステム或いは装置のコンピュータ（またはＣＰＵやＭＰＵ等）がプログラムを読み出して実行する処理である。

（３）実施例２に係る発明は、点線源となっている放射線源１３に代えて、図２３で説明したようなリング上の放射線源を使用することによっても実現することができる。

（４）本明細書では主に頭部用のＰＥＴ装置について説明しているが、本発明は、全身用のＰＥＴ装置、乳房検診尿のＰＥＴ装置など他のＰＥＴ装置についても適用することができる。

本発明は、医用分野に適している。

１２ 検出器リング
２２ 発生位置特定部（発生位置特定手段）
２４ データ選抜部（データ選抜手段）
２５ 吸収特性分布算出部（吸収特性分布算出手段）
２６ 断層画像生成部（画像生成手段）

Claims (8)

1. 被検体内に分布する放射性薬剤由来の消滅放射線のペアを検出する検出器リングを備えた放射線断層撮影装置に搭載される情報処理装置において、
   消滅放射線のペアが前記検出器リングに入射するときの時間差および、前記検出器リング上の消滅放射線のペアの入射位置に基づいて、消滅放射線の発生位置を特定する発生位置特定手段と、
   前記発生位置特定手段により特定された放射線の発生位置を示すデータから、被検体の表面近傍で発生したペアについてのものを選抜するデータ選抜手段と、
   選抜されたデータに基づいて、被検体の表面近傍由来の消滅放射線のペアのうち、被検体表面をなす曲面の接線方向に飛び去ったものの検出回数を基準として、ペアの一方が被検体を貫通する方向に飛び去ったものの検出回数が被検体内の吸収によりどの程度減少したかを算出することにより、被検体内の消滅放射線の吸収特性の分布を示す吸収特性分布データを算出する吸収特性分布算出手段と、
   前記発生位置特定手段により特定された放射線の発生位置を示すデータに基づいて、被検体内の放射性薬剤の分布を示す画像を生成する画像生成手段を備え、
   前記画像生成手段は、前記吸収特性分布データに基づいて吸収補正を実行することにより画像を生成することを特徴とする情報処理装置。
2. 請求項１に記載の情報処理装置において、
   前記データ選抜手段が選抜するデータは、被検体皮膚下にある毛細血管に蓄積している放射性薬剤由来の消滅放射線のペアに係るものであることを特徴とする情報処理装置。
3. 請求項１または請求項２に記載の情報処理装置において、
   前記吸収特性分布算出手段は、被検体を貫通する方向に飛び去ったペアの検出回数から被検体表面をなす曲面の接線方向に飛び去ったペアの検出回数を除算して放射線の吸収率を算出することで動作することを特徴とする情報処理装置。
4. 請求項１に記載の情報処理装置において、
   前記データ選抜手段は、事前に取得された被検体の輪郭の形状を示すデータに基づいて動作することを特徴とする情報処理装置。
5. 被検体内に分布する放射性薬剤由来の消滅放射線のペアを検出する検出器リングと、被検体外部から放射線を照射する構成であって、前記検出器リング内に配置される放射線源を備えた放射線断層撮影装置に搭載される情報処理装置において、
   消滅放射線のペアが前記検出器リングに入射するときの時間差および、前記検出器リング上の消滅放射線のペアの入射位置に基づいて、消滅放射線の発生位置を特定する発生位置特定手段と、
   前記発生位置特定手段により特定された放射線の発生位置を示すデータから、前記放射線源で発生したペアについてのものを選抜するデータ選抜手段と、
   選抜されたデータに基づいて、被検体内の消滅放射線の吸収特性の分布を示す吸収特性分布データを算出する吸収特性分布算出手段と、
   前記発生位置特定手段により特定された放射線の発生位置を示すデータに基づいて、被検体内の放射性薬剤の分布を示す画像を生成する画像生成手段を備え、
   前記画像生成手段は、前記吸収特性分布データに基づいて吸収補正を実行することにより画像を生成することを特徴とする情報処理装置。
6. コンピュータに請求項１に記載の情報処理装置の各手段として機能させるプログラム。
7. 請求項１に記載の情報処理装置を備えることを特徴とする放射線撮影装置。
8. 請求項７に記載の放射線撮影装置において、
   頭部撮影用となっていることを特徴とする放射線撮影装置。
   

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