WO2014104260A1 - 放射線撮像装置 - Google Patents

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WO2014104260A1
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radiation
rotation axis
radiation imaging
imaging apparatus
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敦郎 鈴木
渉 竹内
崇章 石津
高橋　勲
上野　雄一郎
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株式会社日立製作所
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    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/161—Applications in the field of nuclear medicine, e.g. in vivo counting
    • G01T1/164—Scintigraphy
    • G01T1/1641—Static instruments for imaging the distribution of radioactivity in one or two dimensions using one or several scintillating elements; Radio-isotope cameras
    • G01T1/1648—Ancillary equipment for scintillation cameras, e.g. reference markers, devices for removing motion artifacts, calibration devices
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/29—Measurement performed on radiation beams, e.g. position or section of the beam; Measurement of spatial distribution of radiation
    • G01T1/2914—Measurement of spatial distribution of radiation
    • G01T1/2985—In depth localisation, e.g. using positron emitters; Tomographic imaging (longitudinal and transverse section imaging; apparatus for radiation diagnosis sequentially in different planes, steroscopic radiation diagnosis)

Definitions

  • the present invention relates to a radiation imaging apparatus for imaging an incident radiation distribution and a nuclear medicine diagnostic apparatus using the radiation imaging apparatus.
  • SPECT Single Photon Emission Computed Tomography
  • gamma camera an apparatus that applies the radiation measurement apparatus to the nuclear medicine field.
  • This SPECT apparatus measures the distribution of a compound containing a radioisotope and provides an image of a tomographic plane.
  • the most popular radiation detectors used in conventional SPECT apparatuses are a combination of a single crystal scintillator and a plurality of photomultiplier tubes. Further, this SPECT apparatus determines the position of radiation by calculating the center of gravity from the output signals of a plurality of photomultiplier tubes. However, this method has a limit of about 10 mm resolution and is insufficient for clinical use, so a SPECT apparatus with higher resolution is required.
  • Pixel-type radiation detectors include those composed of scintillators and photodiodes, and those composed of semiconductors that convert radiation into electrical signals. In either case, the position signal is acquired in small detector units, that is, in pixel units. Therefore, the intrinsic resolution of the detector is determined by the pixel size and performs spatially discrete measurements.
  • pixel-type detectors having a pixel size of about 1 mm or 2 mm have been developed, and the resolution has been reduced to 10 mm or less, which has been greatly improved.
  • the reconstruction method of the fault plane has also been developed and improved, greatly contributing to the improvement of resolution.
  • filter-corrected backprojection method FBP method: filtered-back-projection method
  • successive approximation method without resolution correction maximum likelihood expected value maximization method
  • MLEM method Maximum-Likelihood-Expectation-Maximization method
  • OOM method Ordered Subset Expectation Maximization method
  • successive approximation methods with resolution correction have been developed. By this method, it is possible to reconstruct an image in consideration of physical factors such as a geometric shape of a collimator and a detector and scattered radiation, and it is possible to provide a more accurate image.
  • SPECT imaging In SPECT imaging, a collimator is attached to the front of the detector in order to limit the incident direction of gamma rays to be detected. Moreover, the resolution of the measured radioactive concentration distribution deteriorates as the generation position of the gamma rays is further away from the surface of the collimator. For this reason, in SPECT imaging, it is desirable that the distance between the subject and the detector be as close as possible.
  • Non-Patent Document 1 in SPECT imaging of the head, proximity imaging is performed by arranging the detectors obliquely. At this time, data necessary for reconstructing a tomographic image can be prepared by collecting with a slant hole collimator instead of a normal parallel hole collimator.
  • Patent Document 1 in SPECT imaging of the chest, imaging is performed by arranging a detector obliquely. At this time, the diagonally arranged detector is equipped with a parallel Hall collimator and detects gamma rays while moving around the chest that is the imaging target.
  • Non-Patent Document 1 in the slant hole collimator, the gamma ray 19 is incident on the detector surface of the detector 21 obliquely by the slant hole collimator 26C as shown in FIG. As a result, the spatial resolution is degraded.
  • Patent Literature 1 when a gamma ray generated from a radiopharmaceutical that exists outside the chest that is a region of interest is detected at a certain position on the trajectory where the detector moves and may not be detected at another position, A truncation error occurs and the image quality deteriorates.
  • the present invention provides a collimator that rotates about a rotation axis and limits the incident direction of radiation, and the detector surface is disposed obliquely with respect to the rotation axis.
  • the radiation imaging apparatus includes: an image generation unit configured to image a generation position and density of radiation based on radiation detected while rotating about an axis.
  • the present invention it is possible to provide a radiation imaging apparatus that can prevent image quality deterioration due to the occurrence of a truncation error and improve the resolution of a tomographic image obtained by reconstruction.
  • FIG. 1 is a configuration diagram of a SPECT apparatus 1 according to the first embodiment.
  • the SPECT device 1 includes a gantry 10, cameras (radiation imaging devices) 11A and 11B, a data processing device 12, a display device 13, and a bed 14.
  • the subject 15 is administered a radioactive drug, for example, a drug containing 99m Tc with a half-life of 6 hours.
  • a radioactive drug for example, a drug containing 99m Tc with a half-life of 6 hours.
  • a single photon gamma ray (radiation) emitted from 99m Tc in the body of the subject 15 placed on the bed 14 is detected by the camera 11 (11A, 11B) supported by the gantry 10 so as to capture a tomographic image. It has become.
  • the camera 11 includes a collimator 26 and a number of detectors 21.
  • the collimator 26 has a through-hole 27 and a septa 28 that partitions the through-hole 27, selects gamma rays emitted from 99m Tc in the body of the subject 15 (regulates the incident angle), and only detects gamma rays in a certain direction. It has a role to pass through.
  • the detector 21 detects gamma rays that have passed through the collimator 26 (through hole 27).
  • the camera 11 includes an application specific integrated circuit (hereinafter referred to as an ASIC (Application Specific Integrated Circuit)) (radiation measurement circuit) 25 for measuring a gamma ray detection signal.
  • ASIC Application Specific Integrated Circuit
  • the ID of the detector 21 that detected the gamma ray, the peak value of the detected gamma ray, and the detection time are input to the ASIC 25 via the detector substrate 23 and the ASIC substrate 24. These are surrounded by a light shielding / gamma ray / electromagnetic shield 29 made of iron, lead, or the like that constitutes the camera 11 and blocks light, gamma rays, and electromagnetic waves.
  • the camera 11 is movable in the radial direction and circumferential direction of the gantry 10. At the time of tomographic imaging, the camera 11 rotates around the gantry mounting portion and detects gamma rays generated from the radiopharmaceutical accumulated in the tumor in the body of the subject 15 to identify the position of the tumor.
  • the data processing device 12 includes a storage device (not shown) and a tomogram information creation device (not shown).
  • the data processor 12 takes in the packet data including the detected peak value of the gamma ray, the data of the detection time, and the detector (channel) ID from the ASIC 25, generates a plane image or converts it into sinogram data, and generates tomographic image information. Is displayed on the display device 13.
  • the point response function of the detector 21 is used when image reconstruction is performed in the data processing device 12.
  • the point response function is a probability that a detector 21 detects a gamma ray emitted from a certain minute region.
  • the point response function considers not only the geometric shape but also physical factors such as performance such as scattering and absorption. By using this point response function, a more accurate image can be reconstructed from a successive approximation method (MLEM method, OSEM method) or the like.
  • the point response function is the probability that the detector 21 detects the radiation generated from the point source, and is equal to the detection probability C ij in equation (1).
  • the SPECT apparatus 1 can image the radioactive drug accumulated in the tumor in the body of the subject 15 and identify the position of the tumor.
  • FIG. 2 is a schematic diagram showing the arrangement of the detectors 21A and 21B in the SPECT apparatus 1 according to the first embodiment.
  • SPECT imaging using the SPECT apparatus 1 according to the first embodiment is not limited to imaging of the head.
  • the present invention can also be applied to other imaging targets.
  • the detector 21 ⁇ / b> A has a detector surface arranged obliquely with respect to the rotating shaft 16, and the detector 21 ⁇ / b> B has a detector surface arranged parallel to the rotating shaft 16.
  • a parallel Hall collimator 26 is attached to the detector 21A and the detector 21B.
  • a protective member 17 is provided so that the head of the subject 15 does not collide with the rotating detectors 21A and 21B (particularly, the detector 21A close to the head).
  • a tomographic image is obtained from the measured projection data by an image reconstruction method.
  • the detector 21A can be brought close to the head to be imaged by arranging the detector 21A obliquely with respect to the rotating shaft 16. Further, by using the parallel hole collimator 26, the gamma ray 19 incident on the detector 21A arranged obliquely can be incident perpendicularly to the detector surface of the detector 21A. As a result, it is possible to prevent resolution degradation due to the oblique incidence of gamma rays that occurs when using a slant hole collimator (see Non-Patent Document 1), improving the resolution of projection data measured by the detector 21A, The resolution of the tomographic image obtained by the configuration can be improved.
  • the entrance side for inserting the head of the subject 15 can be made wider than the conventional SPECT device, and the head of the subject 15 is inserted.
  • truncation errors can be avoided by imaging in combination with the detector 21B in parallel arrangement in addition to the detector 21A in diagonal arrangement. The avoidance of truncation errors will be described with reference to FIGS.
  • FIG. 3 is a schematic diagram showing the distribution of the radiopharmaceuticals 18A and 18B and the imaging range 22A of the detector 21A when a truncation error occurs in the conventional SPECT apparatus.
  • a conventional SPECT apparatus see, for example, Patent Document 1 having only a diagonally arranged detector 21A equipped with a parallel hole collimator 26 (see FIG. 2), an imaging position where the detector 21A is located. (the detector 21A of this position is referred to as "detector 21A 0".) If you are in, since the the imaging range 22A 0 of the detector 21A 0 there exists a radiopharmaceutical 18A, the detector 21A 0 radioactive Gamma rays 19 (see FIG.
  • the detector 21A rotates around the rotation shaft 16 and is located at another imaging position (in FIG. 3, the position rotated by 180 ° is referred to as “detector 21A 180 ”). If, because the the imaging range 22A 180 of the detector 21A 180 are present radiopharmaceutical 18A and radiopharmaceutical 18B, the detector 21A 180 gamma rays 19 from the radiopharmaceutical 18A and radiopharmaceutical 18B (see FIG. 2) Can be detected.
  • radiopharmaceutical 18A the detector 21A in the effective field of view but are in the (range imaging range 22A 0 and the imaging range 22A 180 overlap)
  • radiopharmaceutical 18B is effective outside the field of view detector 21A (the imaging range 22A 0 It is present in one of the range) of the imaging range 22A 180 and.
  • the radiopharmaceutical 18B without being captured in the detector 21A 0 at a certain imaging position, when there is a radiopharmaceutical in a position to be imaged in the detector 21A 180 in other imaging position, measured by the detector 21A of the oblique arrangement If image reconstruction is performed using only the projection data, a truncation error occurs and image quality deteriorates.
  • FIG. 4 is a schematic diagram showing the distribution of the radiopharmaceuticals 18A and 18B and the imaging ranges 22A and 22B of the detectors 21A and 21B in the SPECT apparatus 1 according to the first embodiment.
  • the parallel arranged detector 21B is used in combination for imaging.
  • the parallel detector 21B (imaging range 22B) to which the parallel hole collimator 26 (see FIG. 2) is attached is radioactive even if the detector 21B rotates around the rotation axis 16 and moves to another imaging position.
  • Gamma rays 19 (see FIG. 2) from the medicines 18A and 18B can be detected. That is, no truncation error occurs even if image reconstruction is performed using only projection data measured by the detector 21B arranged in parallel.
  • the imaging range 22B of the detector 21B arranged in parallel includes both the effective visual field and the outside of the effective visual field of the detector 21A arranged obliquely.
  • the SPECT apparatus 1 according to the first embodiment combines the projection data with high resolution measured by the diagonally arranged detector 21A and the projection data without truncation error measured by the parallel arranged detector 21B. By performing image reconstruction in this way, it is possible to prevent degradation of image quality due to occurrence of truncation errors and improve the resolution of tomographic images obtained by reconstruction.
  • FIG. 5 is a schematic diagram showing the arrangement of the detectors 21A and 21B in a modification of the SPECT apparatus 1 according to the first embodiment. 5 is a view seen in the direction of the rotating shaft 16 (the top of the subject 15). As shown in FIG. 5, four detectors may be used by combining two diagonally arranged detectors 21A and two parallelly arranged detectors 21B.
  • the detectors 21A and 21B interference between the detectors can be prevented by using a semiconductor detector that can be easily downsized as the detectors 21A and 21B.
  • the number of the diagonally arranged detectors 21A and the parallel arranged detectors 21B may be two or more.
  • angles of the respective detector surfaces with respect to the rotation axis 16 may be the same or different.
  • the adjacent areas of the detectors 21A arranged obliquely are different, so that the resolution in a plurality of areas can be improved.
  • an angle changing means (not shown) is provided for changing the angle of the detector surface 21A of the detector 21A in the oblique arrangement with respect to the rotation axis 16 of the detector, and data is changed while changing the angle of the detector surface 21A of the detector surface with respect to the rotation axis 16. It may be possible to improve the resolution in a plurality of areas by collecting the above.
  • the SPECT apparatus 1 can use a successive approximation reconstruction method such as OSEM as an image reconstruction method, and converges an image while repeating image projection and backprojection.
  • a successive approximation reconstruction method such as OSEM as an image reconstruction method
  • projection / backprojection incorporating a physical model such as a point response function, attenuation of gamma rays or scattering by a subject, by converting coordinates in the image with respect to the projection direction of the detectors 21 arranged in parallel and obliquely. It is possible to execute the processing easily.
  • FIG. 6 is a diagram showing coordinate conversion in the calculation of projection / backprojection. For example, as shown in FIG.
  • the original coordinates 31 (x, y, z) of the image are subjected to coordinate conversion with respect to the diagonally arranged detector 21A, and the converted coordinates 32 (x 1 , y 1 , z 1 ) Can be used to easily perform projection / backprojection processing.
  • the detector 21B arrange
  • positioned in parallel with respect to the rotating shaft 16 it is desirable for the rotating shaft 16 and the normal line of the detector 21B to orthogonally cross. By doing so, truncation errors can be suitably prevented.
  • FIG. 7 is a schematic diagram showing the distribution of the radiopharmaceuticals 18A and 18B and the imaging ranges 22Ca, 22Cb, 22Cc and 22D of the detectors 21C and 21D in the SPECT apparatus 1 according to the second embodiment.
  • the SPECT apparatus 1 according to the second embodiment has a detector 21 ⁇ / b> C (divided into three) that is obliquely arranged as compared to the SPECT apparatus 1 according to the first embodiment (see FIG. 4).
  • the detector 21D arranged in parallel is different. The other points are the same, and the description is omitted.
  • the obliquely arranged detector 21A (see FIG. 4) of the SPECT apparatus 1 according to the first embodiment is a planar detector
  • the obliquely arranged detector 21C of the SPECT apparatus 1 according to the second embodiment As shown in FIG. 7, the rotary shaft 16 may be divided into a plurality of portions in the elevation angle direction.
  • FIG. 7 shows an example in which the detectors 21Ca, 21Cb, and 21Cc are divided into three. By configuring in this manner, the detector 21C can be brought closer to the imaging target (subject 15), so that good resolution can be ensured.
  • the parallel arrangement detector 21D is compared with the parallel arrangement detector 21B (see FIG. 4) of the SPECT apparatus 1 according to the first embodiment. It is longer in the left direction.
  • FIG. 8 is a schematic diagram showing the distribution of the radiopharmaceuticals 18A and 18B and the imaging ranges 22A and 22E of the detectors 21A and 21E in the SPECT apparatus 1 according to the third embodiment.
  • the SPECT apparatus 1 according to the third embodiment is different from the SPECT apparatus 1 according to the first embodiment (see FIG. 4) in the detector 21E arranged in parallel.
  • the other points are the same, and the description is omitted.
  • the imaging range 22B (see FIG. 4) of the detector 21B arranged in parallel in the SPECT apparatus 1 according to the first embodiment includes both the effective visual field and the outside of the effective visual field of the detector 21A arranged obliquely.
  • the imaging range 22E of the detector 21E arranged in parallel in the SPECT apparatus 1 according to the third embodiment includes at least a region outside the effective visual field of the detector 21A arranged obliquely.
  • FIG. 9 is a schematic diagram showing the distribution of the radiopharmaceuticals 18A and 18B and the imaging ranges 22Ca, 22Cb, 22Cc and 22F of the detectors 21C and 21F in the SPECT apparatus 1 according to the fourth embodiment.
  • the SPECT apparatus 1 according to the fourth embodiment is compared with the SPECT apparatus 1 according to the first embodiment (see FIG. 4). ) Is different from the detector 21F arranged in parallel.
  • the diagonally arranged detector 21C is the same as the diagonally arranged detector 21C of the second embodiment. The other points are the same, and the description is omitted.
  • the imaging range 22F of the detector 21F arranged in parallel in the SPECT apparatus 1 according to the fourth embodiment includes at least a region outside the effective visual field of the detector 21C arranged obliquely. Since the smaller the elevation angle, the larger the outside of the effective field of view, the parallel-disposed detector 21F is positioned in the left direction in FIG. 9 compared to the parallel-disposed detector 21E according to the third embodiment (see FIG. 8). It is getting longer. By configuring in this way, truncation errors can be suitably prevented, the area of the detector 21E arranged in parallel can be reduced, and the cost can be reduced.
  • the SPECT apparatus according to the present embodiment is not limited to the configuration of the above embodiment, and various modifications can be made without departing from the spirit of the invention.
  • the collimator 26 of the SPECT apparatus 1 has been described as being a parallel hole collimator, but is not limited thereto.
  • a converging collimator such as a fan beam collimator or a cone beam collimator.
  • the diverging collimator can reduce the area of the detector and reduce the cost.
  • hole collimator and the converging collimator may be sufficient.
  • a parallel hole collimator may be used as the diagonally arranged detector 21A
  • a fan beam collimator may be used as the parallel arranged detector 21B.
  • a fan beam collimator may be used as the diagonally arranged detector 21A
  • a parallel Hall collimator may be used as the parallel arranged detector 21B.

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Abstract

　トランケーションエラーの発生による画質の劣化を防止するとともに、再構成により得られる断層像の解像度を向上させる。　回転軸（１６）を中心に回転し、放射線（１９）の入射方向を制限するコリメータ（２６）を装着し、検出器表面が回転軸（１６）に対して斜めに配置される第１検出器（２１Ａ）と、回転軸（１６）を中心に回転し、第１検出器（２１Ａ）の有効視野外の領域を撮像範囲（２２Ｂ）に含む第２検出器（２１Ｂ）と、第１検出器（２１Ａ）および前記第２検出器（２１Ｂ）が回転軸（１６）を中心に回転しながら検出した放射線（１９）に基づいて、放射線の発生位置および濃度を画像化する画像生成手段（１２）と、を備える。

Description

放射線撮像装置
　本発明は、入射放射線分布を画像化する放射線撮像装置およびそれを用いた核医学診断装置に関する。
　放射線計測装置を核医学分野に応用した装置として、ガンマカメラを用いた単一光子放射型コンピュータ断層撮影装置（以下、ＳＰＥＣＴ(Single Photon Emission Computed Tomography)装置と称する。）がある。このＳＰＥＣＴ装置は、放射性同位体を含む化合物の分布を測定し、断層面のイメージを提供するものである。
　これまでのＳＰＥＣＴ装置に使用されている放射線検出器は、一枚の結晶からなるシンチレータと複数の光電子増倍管とを組み合わせたものが主流である。また、このＳＰＥＣＴ装置は、放射線の位置決定を複数の光電子増倍管の出力信号から重心演算により行う。しかしながら、この方法では分解能１０ｍｍ程度が限界であり、臨床現場で用いるには不十分であるため、より高い分解能を持つＳＰＥＣＴ装置が求められている。
　近年、より高い分解能をもつものとして、ピクセル型の放射線検出器（以下、検出器と称する）が開発されてきている。ピクセル型の検出器には、シンチレータとフォトダイオードで構成されたものや、放射線を電気信号に変換する半導体で構成されたもの等がある。いずれも、小さな検出器単位、すなわちピクセル単位で位置信号を取得する。したがって、検出器の固有分解能は、ピクセルサイズで決定され、空間的に離散した計測を行う。また、ピクセルサイズが１，２ｍｍ程度のピクセル型検出器も開発され、分解能は１０ｍｍ以下を達成し、大幅に改善されてきた。
　一方、断層面の再構成方法も開発・改良され、分解能向上に大きく貢献している。これまでは、フィルタ補正逆投影法（ＦＢＰ法：filtered back-projection法）、分解能補正なしの逐次近似法（最尤推定期待値最大化法（ＭＬＥＭ法：Maximum Likelihood Expectation Maximization法）、サブセット化による期待値最大化法（ＯＳＥＭ法：Ordered Subset Expectation Maximization法））等が用いられていた。近年、分解能補正ありの逐次近似法が開発されている。この方法により、コリメータや検出器の幾何学的形状、散乱線等の物理的要因を考慮して画像を再構成することができ、より正確な画像を提供することができる。
　ＳＰＥＣＴ撮像では、検出するガンマ線の入射方向を制限するために、検出器の前面にコリメータを装着する。また、ガンマ線の発生位置がコリメータの表面から遠ざかるほど、測定された放射能濃度分布の解像度は劣化する。そのため、ＳＰＥＣＴ撮像では、被検者と検出器との距離をできるかぎり近づけて撮像することが望ましい。
　非特許文献１では、頭部のＳＰＥＣＴ撮像において、検出器を斜めに配置することで近接撮像を行っている。このとき、通常のパラレルホールコリメータではなく、スラントホールコリメータで収集することで断層像を再構成するのに必要なデータを揃えることができるようになっている。
　また、特許文献１では、胸部のＳＰＥＣＴ撮像において、検出器を斜めに配置して撮像を行っている。このとき、斜め配置の検出器は、パラレルホールコリメータを装着しており、撮像対象である胸部の周囲を移動しながらガンマ線を検出するようになっている。
米国特許第６，６９６，６８６号明細書
　しかしながら、非特許文献１のように、スラントホールコリメータでは、図１０に示すように、スラントホールコリメータ２６Ｃによりガンマ線１９が検出器２１の検出器表面に対して斜めに入射するため、ガンマ線１９の検出位置が広がり、結果として空間分解能の劣化が生じる。
　また、特許文献１では、関心領域である胸部の外に存在する放射性薬剤から発生するガンマ線を、検出器が移動する軌道上のある位置では検出し、別の位置では検出しない場合が生じると、トランケーションエラーとなり画質が劣化してしまう。
　そこで、本発明は、トランケーションエラーの発生による画質の劣化を防止するとともに、再構成により得られる断層像の解像度を向上させることができる放射線撮像装置を提供することを課題とする。
　このような課題を解決するために、本発明は、回転軸を中心に回転し、放射線の入射方向を制限するコリメータを装着し、検出器表面が前記回転軸に対して斜めに配置される第１検出器と、前記回転軸を中心に回転し、前記第１検出器の有効視野外の領域を撮像範囲に含む第２検出器と、前記第１検出器および前記第２検出器が前記回転軸を中心に回転しながら検出した放射線に基づいて、放射線の発生位置および濃度を画像化する画像生成手段と、を備えることを特徴とする放射線撮像装置である。
　本発明によれば、トランケーションエラーの発生による画質の劣化を防止するとともに、再構成により得られる断層像の解像度を向上させることができる放射線撮像装置を提供することができる。
第１実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置の構成図である。 第１実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置における検出器の配置を示した模式図である。 従来のＳＰＥＣＴ装置におけるトランケーションエラーが発生する場合の放射性薬剤の分布と検出器の撮像範囲を示した模式図である。 第１実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置における放射性薬剤の分布と検出器の撮像範囲を示した模式図である。 第１実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置の変形例における検出器の配置を示した模式図である。 投影・逆投影の演算における座標変換を示した図である。 第２実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置における放射性薬剤の分布と検出器の撮像範囲を示した模式図である。 第３実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置における放射性薬剤の分布と検出器の撮像範囲を示した模式図である。 第４実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置における放射性薬剤の分布と検出器の撮像範囲を示した模式図である。 スラントホールコリメータを装着した検出器に入射するガンマ線を説明する模式図である。
　以下、本発明を実施するための形態（以下「実施形態」という）について、適宜図面を参照しながら詳細に説明する。なお、各図において、共通する部分には同一の符号を付し重複した説明を省略する。
≪第１実施形態≫
　第１実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置（核医学診断装置）１の全体の構成について図１を用いて説明する。図１は、第１実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１の構成図である。
　ＳＰＥＣＴ装置１は、ガントリ１０、カメラ（放射線撮像装置）１１Ａ，１１Ｂ、データ処理装置１２、表示装置１３、ベッド１４を含んで構成されている。被検者１５は、放射性薬剤、例えば、半減期が６時間の99mＴｃを含んだ薬剤を投与される。ベッド１４に載せられた被検者１５の体内の99mＴｃから放出される単光子のガンマ線（放射線）をガントリ１０に支持されたカメラ１１（１１Ａ，１１Ｂ）で検出して断層画像を撮像するようになっている。
　カメラ１１は、コリメータ２６と多数の検出器２１を内蔵している。コリメータ２６は、貫通穴２７と貫通穴２７を仕切るセプタ２８とを有し、被検者１５の体内の99mＴｃから放出されるガンマ線を選別（入射角を規制）し、一定方向のガンマ線のみを通過させる役割を有している。コリメータ２６（貫通穴２７）を通過したガンマ線を検出器２１で検出する。カメラ１１は、ガンマ線の検出信号を計測するための特定用途向け集積回路（以下、ＡＳＩＣ(Application Specific Integrated Circuit)と称する）（放射線計測回路）２５を備える。ガンマ線の検出信号は、検出器基板２３、ＡＳＩＣ基板２４を介して、ＡＳＩＣ２５にガンマ線を検出した検出器２１のＩＤ、検出したガンマ線の波高値や検出時刻が入力される。これらはカメラ１１を構成する鉄、鉛等でできた遮光・ガンマ線・電磁シールド２９によって囲まれており、光、ガンマ線、電磁波を遮断している。
　カメラ１１はガントリ１０の半径方向及び周方向に可動する。断層像撮像時には、カメラ１１はガントリ取り付け部を軸として回転し、被検者１５の体内の腫瘍等に集積した放射性薬剤から発生するガンマ線を検出して腫瘍の位置を同定する。
　データ処理装置１２は、記憶装置（図示せず）及び断層像情報作成装置（図示せず）を有する。データ処理装置１２は、検出したガンマ線の波高値、検出時刻のデータ及び検出器（チャンネル）ＩＤを含むパケットデータをＡＳＩＣ２５から取り込み、平面像を生成もしくはサイノグラムデータに変換して断層像情報を生成し、表示装置１３に表示する。
　データ処理装置１２において画像再構成をする際、検出器２１の点応答関数を用いる。点応答関数とは、ある微少領域から発したガンマ線に対して、ある検出器２１がそのガンマ線を検出する確率である。一般に、点応答関数は、幾何学的形状だけでなく、散乱、吸収等の性能等の物理的要因も考慮する。この点応答関数を用いることで、逐次近似法（ＭＬＥＭ法、ＯＳＥＭ法）等からより正確な画像を再構成することができる。
　一般に、断層撮影を行うとき、被写体との角度を変えながら、プラナーイメージを複数取得する。検出器２１が測定対象に対してある角度をなしているとき、検出器ｉのカウント数ｙi は、検出再構成画素ｊのカウント数をλj として、
　　　ｙi ＝ΣＣij λj 　　　　・・・（１）
となる。ここで、Ｃijは、検出器ｉに検出される確率を表し、幾何的に決定される定数である。上式から、逐次近似法等(ＭＬＥＭ法、ＯＳＥＭ法、ＭＡＰ法等)を用いて画像を再構成する。検出器２１の点応答関数を逐次近似画像再構成に組み込むことにより、空間分解能を補正することが可能である。点応答関数とは、点線源から発生した放射線を検出器２１が検出する確率であり、式（１）の検出確率Ｃijに等しい。この点応答関数を用いることで、ＭＬＥＭ法、ＯＳＥＭ法等の逐次近似再構成法からより正確な画像を再構成することができる。
　このようにして、ＳＰＥＣＴ装置１は被検者１５の体内の腫瘍等に集積した放射性の薬剤を撮像し、腫瘍の位置を同定することができる。
　次に、回転軸１６に対して、斜めに配置した検出器２１Ａと、平行に配置した検出器２１Ｂとを用いてＳＰＥＣＴ撮像する方法について、図２を用いて説明する。図２は、第１実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１における検出器２１Ａ，２１Ｂの配置を示した模式図である。なお、以下の説明において、被検者１５の頭部をＳＰＥＣＴ撮像した場合を例に説明するが、第１実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１を用いたＳＰＥＣＴ撮像は、頭部撮像に限定するものではなく、他の撮像対象についても適用可能である。
　図２に示すように、検出器２１Ａは回転軸１６に対して検出器表面が斜めに配置されており、検出器２１Ｂは回転軸１６に対して検出器表面が平行に配置されている。検出器２１Ａと検出器２１Ｂには、パラレルホールコリメータ２６が装着されている。また、被検者１５の頭部が、回転する検出器２１Ａ，２１Ｂ（特に、頭部に近接する検出器２１Ａ）に衝突しないように保護材１７が設けられている。
　斜め配置の検出器２１Ａと平行配置の検出器２１Ｂは、回転軸１６の周りを回転しながら、被検者１５の頭部の放射性薬剤１８から発生するガンマ線１９を検出する。測定した投影データから、画像再構成法により断層像が得られる。
　このように、第１実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１では、検出器２１Ａを回転軸１６に対して斜めに配置することにより、検出器２１Ａを撮像対象である頭部へ近接させることができる。また、パラレルホールコリメータ２６を用いることで斜め配置の検出器２１Ａに入射するガンマ線１９を検出器２１Ａの検出器表面に対して垂直に入射させることができる。これにより、スラントホールコリメータ（非特許文献１参照）を用いた場合に発生するガンマ線の斜め入射による分解能の劣化を防止することができ、検出器２１Ａで測定した投影データの解像度が向上し、再構成により得られる断層像の解像度を向上させることができる。
　また、回転軸１６に対して平行に配置した検出器２１Ｂのみを有する従来のＳＰＥＣＴ装置では、平行配置の検出器２１Ｂの回転半径を可能な限り短くすることで近接撮像するようになっているが、被検者１５の頭部を挿入するガントリ１０の開口部が非常に狭くなり、被検者１５の位置合わせが容易ではない。これに対し、第１実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１では、被検者１５の頭部を挿入する入口側を従来のＳＰＥＣＴ装置よりも広くすることができるとともに、被検者１５の頭部を挿入する方向である回転軸１６の軸方向（図２の左右方向）に移動させることにより近接撮像が可能となり、被検者１５の位置合わせが容易である。
　また、第１実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１では、斜め配置の検出器２１Ａに加えて、平行配置の検出器２１Ｂを併用して撮像することにより、トランケーションエラーを回避することができる。トランケーションエラーの回避について、図３および図４を用いて説明する。
　図３は、従来のＳＰＥＣＴ装置におけるトランケーションエラーが発生する場合の放射性薬剤１８Ａ，１８Ｂの分布と検出器２１Ａの撮像範囲２２Ａを示した模式図である。
　図３に示すように、パラレルホールコリメータ２６（図２参照）が装着された斜め配置の検出器２１Ａのみを有する従来のＳＰＥＣＴ装置（例えば、特許文献１参照）では、検出器２１Ａがある撮像位置（この位置の検出器２１Ａを「検出器２１Ａ0 」と称する。）にいる場合、検出器２１Ａ0 の撮像範囲２２Ａ0 内には放射性薬剤１８Ａが存在しているため、検出器２１Ａ0 は放射性薬剤１８Ａからのガンマ線１９（図２参照）を検出することができる。一方、検出器２１Ａが回転軸１６の周りを回転して他の撮像位置（図３では、１８０°回転した位置とし、この位置の検出器２１Ａを「検出器２１Ａ180 」と称する。）にいる場合、検出器２１Ａ180 の撮像範囲２２Ａ180 内には放射性薬剤１８Ａおよび放射性薬剤１８Ｂが存在しているため、検出器２１Ａ180 は放射性薬剤１８Ａおよび放射性薬剤１８Ｂからのガンマ線１９（図２参照）を検出することができる。
　即ち、放射性薬剤１８Ａは、検出器２１Ａの有効視野内（撮像範囲２２Ａ0 と撮像範囲２２Ａ180 が重なる範囲）に入っているが、放射性薬剤１８Ｂは検出器２１Ａの有効視野外（撮像範囲２２Ａ0 と撮像範囲２２Ａ180 のいずれか一方の範囲）に存在している。この放射性薬剤１８Ｂのように、ある撮像位置における検出器２１Ａ0 では撮像されず、他の撮像位置における検出器２１Ａ180 では撮像される位置に放射性薬剤がある場合、斜め配置の検出器２１Ａで測定した投影データのみで画像再構成を行うと、トランケーションエラーが発生し、画質の劣化が生じる。
　図４は、第１実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１における放射性薬剤１８Ａ，１８Ｂの分布と検出器２１Ａ，２１Ｂの撮像範囲２２Ａ，２２Ｂを示した模式図である。
　第１実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１では、斜め配置の検出器２１Ａに加えて、平行配置の検出器２１Ｂを併用して撮像する。パラレルホールコリメータ２６（図２参照）が装着された平行配置の検出器２１Ｂ（撮像範囲２２Ｂ）は、検出器２１Ｂが回転軸１６の周りを回転して他の撮像位置に移動しても、放射性薬剤１８Ａ，１８Ｂからのガンマ線１９（図２参照）を検出することができる。即ち、平行配置の検出器２１Ｂで測定した投影データのみで画像再構成を行っても、トランケーションエラーが発生しない。
　また、平行配置の検出器２１Ｂの撮像範囲２２Ｂは、斜め配置の検出器２１Ａの有効視野と有効視野外の両方の領域を含んでいる。
　このように、第１実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１は、斜め配置の検出器２１Ａで測定された解像度の高い投影データと平行配置の検出器２１Ｂで測定されたトランケーションエラーのない投影データとを組み合せて画像再構成を行うことにより、トランケーションエラーの発生による画質の劣化を防止して、再構成により得られる断層像の解像度を向上させることができる。
　以上、第１実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１は、図２および図４に示すように、１つの斜め配置の検出器２１Ａと、１つの平行配置の検出器２１Ｂとを備えるものとして説明したが、これに限られるものではない。図５は、第１実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１の変形例における検出器２１Ａ，２１Ｂの配置を示した模式図である。なお、図５は、回転軸１６の方向（被検者１５の頭頂部側）に見た図である。図５に示すように、２つの斜め配置の検出器２１Ａと、２つの平行配置の検出器２１Ｂとを組み合せて、４つの検出器を用いてもよい。なお、この場合、検出器２１Ａ，２１Ｂには、小型化が容易な半導体検出器を用いることにより、検出器間の干渉を防ぐことができる。また、斜め配置の検出器２１Ａおよび平行配置の検出器２１Ｂの数は、２以上であってもよい。
　また、斜め配置の検出器２１Ａを２つ以上有する場合、それぞれの検出器表面の回転軸１６に対する角度は同一であってもよく、異なっていてもよい。検出器表面の回転軸１６に対する角度が異なっている場合、それぞれの斜め配置の検出器２１Ａの近接している領域が異なるため、複数の領域における解像度を向上させることができる。また、斜め配置の検出器２１Ａの検出器表面の回転軸１６に対する角度を変更する角度変更手段（図示せず）を備え、検出器２１Ａの検出器表面の回転軸１６に対する角度を変化させながらデータの収集することにより、複数の領域における解像度を向上させることができるようになっていてもよい。
　第１実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１は、画像再構成法として例えばＯＳＥＭのような逐次近似再構成法を用いることが可能であり、画像の投影と逆投影を繰り返しながら画像を収束させていく。このとき、平行配置および斜め配置の検出器２１の投影方向に対して、画像における座標を変換することで、点応答関数、被写体によるガンマ線の減弱や散乱等の物理モデルを組み込んだ投影・逆投影処理を容易に実行することが可能である。図６は、投影・逆投影の演算における座標変換を示した図である。例えば図６に示すように、画像の元の座標３１(ｘ、ｙ、ｚ)を斜め配置の検出器２１Ａに対して座標変換し、変換後の座標３２（ｘ1 、ｙ1 、ｚ1 ）を用いることで投影・逆投影の演算処理が容易に実行できる。
　なお、回転軸１６に対して平行に配置した検出器２１Ｂは、回転軸１６と検出器２１Ｂの法線とが直交することが望ましい。このようにすることにより、トランケーションエラーを好適に防止することができる。
≪第２実施形態≫
　次に第２実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１について、図７を用いて説明する。図７は、第２実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１における放射性薬剤１８Ａ，１８Ｂの分布と検出器２１Ｃ，２１Ｄの撮像範囲２２Ｃａ，２２Ｃｂ，２２Ｃｃ，２２Ｄを示した模式図である。
　図７に示すように、第２実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１は、第１実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１（図４参照）と比較して、斜め配置の検出器２１Ｃ（３分割されている）と、平行配置の検出器２１Ｄが異なっている。その他の点は同様であり、説明を省略する。
　第１実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１の斜め配置の検出器２１Ａ（図４参照）は、平面状の検出器であるのに対し、第２実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１の斜め配置の検出器２１Ｃは、図７に示すように、回転軸１６の仰角方向に複数に分割されていてもよい。図７には、検出器２１Ｃａ，２１Ｃｂ，２１Ｃｃの３つに分割されている例を示す。このように構成することにより、撮像対象（被検者１５）に検出器２１Ｃをより近接させることができるので、良好な分解能を確保することができる。
　なお、仰角が小さいほど有効視野外も大きくなるため、平行配置の検出器２１Ｄは、第１実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１の平行配置の検出器２１Ｂ（図４参照）と比較して、図７の左方向に長くなっている。
≪第３実施形態≫
　次に第３実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１について、図８を用いて説明する。図８は、第３実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１における放射性薬剤１８Ａ，１８Ｂの分布と検出器２１Ａ，２１Ｅの撮像範囲２２Ａ，２２Ｅを示した模式図である。
　図８に示すように、第３実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１は、第１実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１（図４参照）と比較して、平行配置の検出器２１Ｅが異なっている。その他の点は同様であり、説明を省略する。
　第１実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１の平行配置の検出器２１Ｂの撮像範囲２２Ｂ（図４参照）は、斜め配置の検出器２１Ａの有効視野と有効視野外の両方の領域を含んでいるのに対し、第３実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１の平行配置の検出器２１Ｅの撮像範囲２２Ｅは、図８に示すように、少なくとも斜め配置の検出器２１Ａの有効視野外の領域を含んでいる。このように構成することにより、トランケーションエラーを好適に防止するとともに、平行配置の検出器２１Ｅの面積を小さくし、コストを低減することができる。
≪第４実施形態≫
　次に第４実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１について、図９を用いて説明する。図９は、第４実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１における放射性薬剤１８Ａ，１８Ｂの分布と検出器２１Ｃ，２１Ｆの撮像範囲２２Ｃａ，２２Ｃｂ，２２Ｃｃ，２２Ｆを示した模式図である。
　図９に示すように、第４実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１は、第１実施形態のに係るＳＰＥＣＴ装置１（図４参照）と比較して、斜め配置の検出器２１Ｃ（３分割されている）と、平行配置の検出器２１Ｆが異なっている。なお、斜め配置の検出器２１Ｃは、第２実施形態の斜め配置の検出器２１Ｃと同様である。その他の点は同様であり、説明を省略する。
　第４実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１の平行配置の検出器２１Ｆの撮像範囲２２Ｆは、図９に示すように、少なくとも斜め配置の検出器２１Ｃの有効視野外の領域を含んでいる。なお、仰角が小さいほど有効視野外も大きくなるため、平行配置の検出器２１Ｆは、第３実施形態に係る平行配置の検出器２１Ｅ（図８参照）と比較して、図９の左方向に長くなっている。このように構成することにより、トランケーションエラーを好適に防止するとともに、平行配置の検出器２１Ｅの面積を小さくし、コストを低減することができる。
＜変形例＞
　なお、本実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置は、上記実施形態の構成に限定されるものではなく、発明の趣旨を逸脱しない範囲内で種々の変更が可能である。
　本実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１のコリメータ２６は、パラレルホールコリメータであるものとして説明したが、これに限られるものではない。例えば、ファンビームコリメータ、コーンビームコリメータ等のコンバージングコリメータを用いることで感度向上を図ることも可能である。また、ダイバージングコリメータにより検出器の面積を小さくし、コスト低減を図ることも可能である。さらには、パラレルホールコリメータとコンバージングコリメータを組み合わせた構成でもよい。例えば、斜め配置の検出器２１Ａにパラレルホールコリメータ、平行配置の検出器２１Ｂにファンビームコリメータを用いてもよい。あるいは逆に、斜め配置の検出器２１Ａにファンビームコリメータ、平行配置の検出器２１Ｂにパラレルホールコリメータを用いてもよい。
１　　　　　　　ＳＰＥＣＴ装置
１０　　　　　　ガントリ
１１Ａ，１１Ｂ　カメラ（撮像装置）
１２　　　　　　データ処理装置（画像生成手段）
１５　　　　　　被検者
１６　　　　　　回転軸
１７　　　　　　保護材
１８，１８Ａ，１８Ｂ　放射性薬剤
１９　　　　　　ガンマ線（放射線）
２１Ａ，２１Ｃ，　　　　　　　　検出器（第１検出器）
２１Ｂ，２１Ｄ，２１Ｅ，２１Ｆ　検出器（第２検出器）
２６　　　　　　パラレルホールコリメータ

Claims (10)

  1. 　回転軸を中心に回転し、放射線の入射方向を制限するコリメータを装着し、検出器表面が前記回転軸に対して斜めに配置される第１検出器と、
    　前記回転軸を中心に回転し、前記第１検出器の有効視野外の領域を撮像範囲に含む第２検出器と、
    　前記第１検出器および前記第２検出器が前記回転軸を中心に回転しながら検出した放射線に基づいて、放射線の発生位置および濃度を画像化する画像生成手段と、を備える
    ことを特徴とする放射線撮像装置。
  2. 　前記第２検出器は、
    　検出器表面が前記回転軸に対して平行に配置される
    ことを特徴とする請求項１に記載の放射線撮像装置。
  3. 　前記第２検出器の撮像範囲は、
    　前記第１検出器の有効視野外の領域と前記第１検出器の有効視野の領域とを含む
    ことを特徴とする請求項１に記載の放射線撮像装置。
  4. 　前記第１検出器は、
    　前記回転軸の仰角方向に複数に分割される
    ことを特徴とする請求項１に記載の放射線撮像装置。
  5. 　前記第１検出器を複数備え、
    　前記回転軸に対する前記第１検出器の検出器表面の角度が異なる
    ことを特徴とする請求項１に記載の放射線撮像装置。
  6. 　前記回転軸に対する前記第１検出器の検出器表面の角度を変更する角度変更手段を更に備える
    ことを特徴とする請求項１に記載の放射線撮像装置。
  7. 　前記コリメータは、パラレルホールコリメータである
    ことを特徴とする請求項１に記載の放射線撮像装置。
  8. 　前記第１検出器および前記第２検出器は、半導体検出器を用いる
    ことを特徴とする請求項１に記載の放射線撮像装置。
  9. 　前記画像生成手段は、逐次近似再構成法により放射線の発生位置および濃度を画像化する
    ことを特徴とする請求項１に記載の放射線撮像装置。
  10. 　前記画像生成手段は、前記逐次近似再構成法において、
    　前記第１検出器および前記第２検出器の投影・逆投影方向に対して画像の座標を変換することで投影・逆投影処理を実行する
    ことを特徴とする請求項９に記載の放射線撮像装置。
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Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS57161676A (en) * 1981-03-31 1982-10-05 Toshiba Corp Ri-ct apparatus
US5594251A (en) * 1994-02-02 1997-01-14 Sopha Medical Gamma camera with rotating arm
JPH09281241A (ja) * 1996-04-09 1997-10-31 Toshiba Corp ガンマ線検出器及びそれを用いた核医学診断装置
JP2003121549A (ja) * 2001-10-15 2003-04-23 Toshiba Corp 核医学診断装置
WO2007013550A1 (ja) * 2005-07-29 2007-02-01 Japan Health Sciences Foundation 断層撮影装置、断層撮影方法ならびに断層撮影プログラムおよびこれを記録したコンピュータ読み取り可能な記録媒体

Family Cites Families (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS6252482A (ja) * 1985-08-31 1987-03-07 Shimadzu Corp Ｍｗｐｃ型ガンマカメラ
JP4424911B2 (ja) * 2003-01-29 2010-03-03 秀博 飯田 単一光子エミッションコンピュータ断層撮影のための装置と方法
JP2006284472A (ja) * 2005-04-04 2006-10-19 Axion Japan:Kk 放射線診断装置及び放射線検出装置

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS57161676A (en) * 1981-03-31 1982-10-05 Toshiba Corp Ri-ct apparatus
US5594251A (en) * 1994-02-02 1997-01-14 Sopha Medical Gamma camera with rotating arm
JPH09281241A (ja) * 1996-04-09 1997-10-31 Toshiba Corp ガンマ線検出器及びそれを用いた核医学診断装置
JP2003121549A (ja) * 2001-10-15 2003-04-23 Toshiba Corp 核医学診断装置
WO2007013550A1 (ja) * 2005-07-29 2007-02-01 Japan Health Sciences Foundation 断層撮影装置、断層撮影方法ならびに断層撮影プログラムおよびこれを記録したコンピュータ読み取り可能な記録媒体

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