TW201238564A - Dual photons emission computed tomography system and method thereof - Google Patents

Description

201238564 六、發明說明： 【發明所屬之技術領域】 本發明侧於-_層掃描錢财法，尤指—鮮須使用傳 統造成祕靈敏度降低的準直儀’以縮短掃描_以及降低注入 人體放射源活度與缝之雙光子發紐斷層掃㈣統及方法。 【先前技術】 »於-個立體影像只能從各個不$❹度去^ == 影像，即為一種二度空間影像表現。而 官的變化也是藉由各個不同角度方面的掃描而 ，取其資料’但易受到周遭背景值的影響，故斷層掃描的技術應 運而生’解除了平崎姆彡像前後重疊的缺失。所謂的斷層掃描 即是攝影機繞著病人作180或360度旋轉的技術。斷層掃描包括 橫斷面與輯面、甚至於㈣角度的斷面，掃描若是辑光子射 出為其工具，如Te_99m或i_123 ’就稱為單光子射出賴斷層掃 ( Single-photon Emission Computed Tomography ♦ SPECT ) 〇 單光子射出電腦斷層掃描（SPECT)利用傳統核醫造影劑 raii〇r㈣)及安格式⑽麵以一定的角度，環繞病人的標的器 :掃於’ 2到-系列的平面影像，再以電腦影像重組技術得到另 一系列_像’目顿取了三組Transaxial，Sagittal，c_ial的 立=影因單光子射㈣麟麟描（spECT)可多角度该測 目標器官’再經影像的重組，成三度空間影像後，更能發現病灶 的相關β位置，所以在醫學上被廣為使用。 單光子射出電腦斷層掃描（SpECT)包括二個最基本的步驟， 即影像的獲取與潍處me_99m為例，現成方法是利用單光 子射出電’層掃描（SPECT)作影像掃描，它是藉由準直儀 4 201238564 (:馳迦)來關人軸子的场拍，續得醜肖賴 據（projection data)。經過邊旋轉、邊掃描方 各 ㈣之__肖度掃_ 2_秒’麵雜約 f過，重建(職ge reconstmction)之後’可以得到體内射源的活 度分布。由於單光子射出電職騎描（SPECT)必須要使 準直儀’但準直儀的吸收僅約百分之—的光子能夠穿過，造 統的靈敏度相當低。祕錄度低齡造翁描咖過長，或是 需要增加注入病人的放射源活度，造成劑量增加。 以人體來說，於體内注入過多的放射源劑量將會導致一些生 理病變，故大多數病人都不願意被注人過多的放射_量。^此 如何在不需要增加狀病人放射騎度的錢τ，又能夠縮短斷 層掃描時間，實為一具有意義的思考方向。 【發明内容】 由是，本發明之主要目的，即在於提供一種雙光子發射性斷 層掃描系統及方法，以達到縮短掃描時間以及降低注入人體放射 源的活度與劑量之功效者❶所謂的雙光子發射同位素（dual photons emitter)係指同時發射出兩個以上光子的同位素，如1、， 它同時發出能量分別為295.9 keV (28.7%)、308.5 keV (29.8%)、 316.5keV (82.8%)及 468.1 keV (47.8%)等多個光子，或巧 、660keV、74〇keV)等。由於這些光子射出的方向並無相 關’無法利用正子斷層造影（PET)系統直接偵測。 為達上述目的，本發明之技術實現如下： 一種雙光子發射性斷層掃描系統，係包含：一掃描平台；一 待掃描組織，係配置於該掃描平台上；一放射源，係被植入於該 待掃描組織内’並可同時放射出兩顆光子；一具有同符電路 201238564 (coincidence circuit)之掃描裝置，係偵測該放射源同時放射出之兩 顆光子抵達該掃描裝置不同位置的時間差；一偵測單元，係根據 該兩顆光子抵達的時間差計算出該放射源的可能位置；以及一計 算單元，係計异該放射源在該待掃描組織内放射性活度之分布， 並配合該放射源的位置重建出一掃描影像。 在本發明之另一實施例中，揭示一種雙光子發射性斷層掃描 方法，係包含下列步驟：（a)將一可同時放射出兩顆光子之放射源 -待掃插組織；（b)利用-具備同符電路（c〇incidentcircuit)的 掃描裝置偵測該放射源同時放射出之兩顆光子抵達該掃描裝置不 同位置的時間差；（e)根據該兩顆光子抵賴時間差計算出該放射 源的可能位置，以及(d)計算該放射線在該待掃描組織内放射性活 度之分布，並配合該放射源的位置重建出一掃描影像。 【實施方式】 雙光子發射性電腦斷層掃描方法(DuPECT; dual ph()tQns emission computed tomography)可用來偵測同時放射出兩顆光子的 放射源，或更嚴謹的說，偵測該射源所放出的成對γ射線。與 SPECT相同的’經由收集來自各種角度的投影之後，同樣可以重 建出該核f藥物分佈輯面影像，仙稱此為雙光子發射性電腦 斷層。DuPECT所錢的婦藥物坡錄喊邮卿)的放射 線物質。這種放射性物質原子核内會發出成對的γ光子。這兩個 光子運動的方向各不相干，不能利用傳統正子斷層造影（ρΕΤ)系 統直接偵測。本發明即在於偵測此兩個光子到達特定位置的時間 差來計算出放射線物質的可能位置，藉以進行斷層掃描。 _請參閱第1圖’係為本發明雙光子發射性斷層掃描系統之外 觀示意圖，如騎示：本發明之雙光子發射性_掃描系統1〇主 201238564 要由一掃描平台n、一待掃描組織12、一 電路的掃指裝置14、一_單元15以及一 圖一==夺 通常為一雙光子發射同位素放射源，如^ ί 2 2起一般PET掃插所用_半衰期只有⑽分 用上射源衰減太快，在運送過程有較長的* 縫路的掃描裝置14侧測該放射源13同時放射出之 該掃描裝置14不同位置(如位置ρι與p2)的時間 ί 14通常為圓形，且可為—可計算光子飛行時間之 子斷層知描裝置(臟τ，Time of離——^ :啊㈣。由於兩顆光子運動的方向並無特定關係，若將位置ρι 與P2以直線相連，可得到一條反應線(LOR，line ofresponse)m， P代表放射源13乃位於反應線(lor，⑹〇卜哪⑽上的某 個特定位置。由於放射源13是位於反應線(l〇r，^ 〇f response)131上的雜蚊位置，故侧單元15可雜據該兩顆 光子抵達該掃描裝置(P1與p2)的時間差(△〇來偵測出該放射源的 位置。此二顆光子由射源發出後在被侧前所走的距離差異為 CX△卜C為光速。因此，射源的可能位置是位於一個以P1與P2為 焦點的雙曲Φ (hype_a)上。雙曲面是指在空間上與兩個焦點 (P1 一與P2)的距離有固定差異之所有點的集合。計算單元⑽ 未不)係計算該放射源在該待掃描組織内放射性活度之分布，並配 合該放射⑽位置重建&_掃鄕像。崎郷像可用來診斷待 掃描組織(人體)12許多的疾病或提供疾病分期的依據。 於本發明中，可利用具同符電路之掃描裝置14偵測該放射源 201238564 13同時放射出之兩顆光子抵達該 後，使該偵測單元15再行計算 田^置14不同位置的時間差 為本發明之實施例圖：參閱第2圖， 與P2)的時間差，位=層掃描裝置不同位置(P1 的時間差異，目t _會造朗達p_ —的可:置 ==置14不同位與二 同時放射出之雨2 ’可再次利用掃描裝置14偵測該放射源13 與Ρ4)的時Η#光子抵達該正子斷層掃描裝置14不同位置阳 、、、二’位置Ρ3與Ρ4間的連線即為反應線(LOR，line of ΓΤΓΐ。由於已經預期放射源13的位置會造成到達P3與p4 時間差異，因此放射源^相對於反應線(LOR，line of 的可能位置則位於軌跡線T2上;軌跡線丁2乃根據兩 顆先子抵達該知描裝置14不同位置阳與ρ4)的時間差所描繪出來 的。放射源13的正確位置，即位於軌跡線Ή與Τ2的交會點，可 透過細單元15(示於第i圖)計算出來。在實際上由於受限於晶 體的時間解析度(temporalresolution)，T1與T2都不是曲線，而是 條以原來T1與T2為峰，半高全寬（⑽w馳at half _^刪^) 為吨的高斯分布所形成的曲帶，如圖3所示，在此&為系統 ，時間解析度。此時放射;原13的正確位置不能由兩個曲線的交點 j可決定’而是要靠許多事件所產生的曲帶來算出，最簡單的計 算方法就疋用反投影(backprojection)方式，將每個曲帶投影回去再 相加，經過多次疊加之後，放射源13的正破位置即可凸顯出來。 第4圖為本發明掃描裝置14之實施例圖，如圖所示：由於放 8 201238564 射源13同時放射出之兩顆光子抵達正子斷層掃描裝置14不同位 f有多種可能的位置，故正子斷層掃描裝置14包含有複數組接收 單疋141以接收出現在各種位置的光子，且各接收單元141均分 ，與偵測單元15(示於第1圖)電性減，以使偵測單it 15偵測到 疋由哪幾組的接收單元接收到光子，以债測出放射源13的 置。 此外’由於同符電路(c〇incidencecircuit)具有同時或平行接收 一組以上的輸入訊號且於接收到二組或全部的輸入訊號後才產生 輸出訊號的功能，故本發明之偵測單元15可為一同符電路 (coincidence circuit)單元。 第5圖為本發明之實施流程圖，如圖所示：當欲對一待掃描 組織進行_掃描時，首先，必須將_可同時放㈣兩顆光子之 ^射源植人該待掃描組織(步驟S1)，隨後利用―具有同符電路的 掃描裝置偵測該放射關喊射出之兩顆光子抵達該裝置不同位 置的時間差(步驟S2) ’再根據該兩顆光子抵達該掃描裝置不同位 置的時間差計算出該放射源的可能位置(步驟S3)，最後，再計算 出該放射源在該待掃描組織内麟性活度之分布，並配合該放射 源的位置重建出-掃描影像(步驟S4)。此掃描影像可用來診斷待 掃描組織(人體)許多的疾病或提供疾病分期的依據。 於本實施财，根據制顆光子抵達該掃描裝置不同位置的 時間差計算出該放射源的位置(步驟S3)係透過一偵測單元來完 成。由於放射源同時放射出之兩顆光子抵達掃描裝置不同位置有 多種可能的位置，故掃描裝置包含有複數組接收單元以接收出現 在各種位置的光子，且各接收單元均分別與偵測單元電性減， 以使伽單城_是由哪幾_接收單元接㈣光子，以侧 出放射源的正確位置。此外，由於同符電路⑽__ drcu_ 201238564 有同時或平行接收二組以上的輸入訊號且於接收到二組或全部的 輸入訊號後才產生輸出訊號的功能，故本實施例中之偵測單元可 為一同符電路(coincidence circuit)單元。 經由本發明自動推斷出放射源的可能位置，得以縮短掃描時 間，並降低/主入人體放射源的活度與劑量，對病患來說，實為一 大福音。 雖然本發明已啸佳實施例揭露如上，財並_以限定本 發明’任何熟習此技藝者’在不脫離本發明之精神和範圍内，♦ 可作些許之更動無飾，因此本發明之保魏圍#視後附 I 專利範圍所界定者為準。 201238564 【圖式簡單說明】 第1圖為本發明雙光子發射性斷層掃描系統之外觀示意圖； 第2圖為本發明之實施例圖； 第3圖為本發明之另一實施例圖； 第4圖為本發明掃描裝置之實施例圖； 第5圖為本發明之實施流程圖。 【主要元件符號說明】 10 :雙光子發射性斷層掃描系統 11 :掃描平台 12 :待掃描組織 13 :放射源 131、132 :反應線 14 :掃描裝置 141 :接收單元 15 :偵測單元 P1〜P4 :位置 T1〜T2 :執跡線 S1〜S4 :步驟

S 11

Claims (1)

1. 201238564 七、申請專利範圍： 1. -種雙光子發射性斷層掃辦統，係 一掃描平台； 3 · 一待掃描組織，伽置於該掃插平台上； 一放射源，係被植入於該待掃 顆光子； 、、織内’並可同時放射出兩 一具有同符電路的掃描裝置 兩顆光子抵達該掃描裝置不同位==射源同時放射出之 源據該兩顆光子抵達的時間差_出該放射 之:十异^^計算該放射源在該待掃描組織内放射性活度 該放射源 2根i-戈項 】己口^射源的位置重建出一掃描影像。又 2. 根據明求貝1之雙光子發射性斷層掃描系統，其中， 為一同位素放射源。 、 3. 根據請求項2之雙光子發射性斷層 放射源為192Ir或1301。 牙兄再千該冋位素 4. 根據請求項1之雙光子發射性斷層掃㈣統，其中，該 形’且為-可計算光子飛行時間之掃描裝置⑺贿‘ of flight-positron emission tomography) 〇 5. 根據請求項1之雙光子發紐斷層掃描祕，其巾，該掃描 置係_該放射源同時放射出之兩顆光子抵達該掃描製置不^ 位^的時間差二次後，該偵測單元再行計算出該放射源的位置。 6. 根據睛求項1之雙光子發射性_掃描祕，其巾，該掃描裝 置包含有複數組接收單元，各接收單元均分職該侦測單 元電性耦接。 7. 根據請求項1之雙光子發射性斷層掃描系統，其中，該镇測單 12 201238564 元係為一同符電路(coincidence circuit)單元。 8. 一種雙光子發射性斷層掃描方法，係包含下列步驟： ⑻將-可同時放射出兩顆光子之放射源植人—待掃描組織； 路⑽__敏_測該放射 源同時放射出之_光子抵達鱗織置獨位置的時間差. (H象該兩顆光子抵達的時間差計算出該放射源的可能位曰置；’ (d)計算該放射源在該娜馳織峨雜时之 該放射源的位置重建出一掃描影像。 -σ 9. 根據請求項8之雙光子發射性斷層掃描方法 為-同位素放娜。 Ύ H⑽ 10. 根據請求項9之雙光子發射性斷層掃 放射源為、或1' * Μ，該同位素 11. 根據請求項8之雙光子發射性斷層掃描方法，其中， 置為圓形，广可計算光子飛行時間之掃描襄置(_^ Time of flight-positron emission tomography) 〇 12. 根據請求項8之雙光子發射性斷層掃描方法，其中，於步 之後，更包含再次利用該掃描裝置偵測該放 兩顆光子抵達卿贼置不同位置的_差的^出 13. 根據請求項8之雙光子發射性斷層掃描方法 元，以根__光子抵達瓣錄置 出該放射源的位置。 且π吋间圭。卞异 14. 根據請f項13之雙光子發射性斷層掃描方法，其中，靖描 接收單元’且該複數組接收單元係分別與該 S 13