WO2020195685A1 - 核医学撮像装置 - Google Patents

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WO2020195685A1
WO2020195685A1 PCT/JP2020/009474 JP2020009474W WO2020195685A1 WO 2020195685 A1 WO2020195685 A1 WO 2020195685A1 JP 2020009474 W JP2020009474 W JP 2020009474W WO 2020195685 A1 WO2020195685 A1 WO 2020195685A1
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WO
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detector
collimator
nuclear medicine
scintillator block
imaging device
Prior art date
Application number
PCT/JP2020/009474
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English (en)
French (fr)
Inventor
宗孝 新田
英朗 田島
山谷　泰賀
Original Assignee
国立研究開発法人量子科学技術研究開発機構
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Publication date
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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
    • 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
    • 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
    • G01T1/20—Measuring radiation intensity with scintillation detectors

Definitions

  • the present disclosure relates to a nuclear medicine imaging device that performs PET examination and SPECT examination.
  • This application claims priority based on Japanese Application No. 2019-062544 of March 28, 2019, and incorporates all the contents described in the Japanese application.
  • PET Positron Emission Tomography
  • SPECT Single Photon Emission Computed Tomography
  • a radiopharmaceutical containing a single photon radioisotope is administered to the subject, and ⁇ -rays emitted from the nuclide are detected by a ⁇ -ray detector.
  • a radiopharmaceutical containing a positron radioisotope is administered to a subject, and positron-emitting ⁇ -rays emitted from nuclides are detected by a ⁇ -ray detector.
  • Patent Document 1 describes a nuclear medicine diagnostic apparatus in which a detector having a SPECT function and a PET function is shared. A first agent using a nuclide that releases a single photon and a second agent using a nuclide that releases a positron are administered to the subject. The nuclear medicine diagnostic device simultaneously images the positions of these drugs.
  • This nuclear medicine diagnostic apparatus includes a plurality of ⁇ -ray detectors, a collimator, a collimator position detecting means, and a simultaneous measuring means.
  • the plurality of gamma ray detectors are arranged in a ring shape and convert the incident gamma ray into an electric signal.
  • the collimator is rotatable on the subject side of the gamma ray detector and shields a part of the single photon.
  • the collimator position detecting means detects the position of the collimator.
  • the coincidence counting means outputs electrical signals simultaneously output from a plurality of ⁇ -ray detectors as simultaneous measurement signals.
  • the nuclear medicine diagnostic apparatus includes an energy discrimination means, a first position identification means, and a second position identification means.
  • the energy discrimination means discriminates a plurality of electrical signals into a first signal due to a single photon emitted from a first agent and a second signal due to a positron emitted from a second agent. ..
  • the first positioning means locates the first drug based on the position of the first signal and the collimator.
  • the second position-identifying means identifies the position of the second drug based on the simultaneous measurement signal and the second signal.
  • the first locating means locates the first drug, the second locating means locates the second drug, and the nuclide that releases a single photon is used for the first drug. Simultaneous identification of the location and the location of the second agent using the nuclide that releases the positron is performed.
  • Patent Document 2 describes a gamma camera system including two detectors that perform SPECT imaging and PET imaging. Each of the two detectors is equipped with a collimator that collimates low-energy gamma rays emitted from single photon nuclides. SPECT imaging is performed with a predetermined spatial resolution. On the other hand, in PET imaging, gamma rays generated by positron nuclides having a large incident angle do not pass through the collimator, so that the viewing angle with respect to the center of the detector is substantially narrowed. Then, the difference between the viewing angle and the viewing angle near the edge of the detector becomes small. As a result, the difference in detection sensitivity between the vicinity of the center of the detector and the vicinity of the edge is reduced, so that SPECT and PET are simultaneously photographed while ensuring a wide field of view in PET imaging.
  • the SPECT apparatus treats a pair of high-energy ⁇ -rays emitted from PET nuclei as different from low-energy ⁇ -rays, and uses the same principle as SPECT to operate the collimator.
  • a method of imaging using the method can be mentioned. However, this method cuts most of the ⁇ -rays emitted from PET nuclides with a collimator, which may cause a problem that the sensitivity is lowered as compared with a pure PET apparatus. In this case, there arises a problem that the measurement time for obtaining the required image quality becomes long and the amount of the drug to be administered must be increased.
  • An object of the present disclosure is to provide a nuclear medicine imaging device capable of suppressing a decrease in the sensitivity of PET and capable of performing simultaneous measurement of PET and SPECT.
  • the nuclear medicine imaging apparatus is arranged at a position facing each other with a plurality of collimator detectors arranged at a position surrounding the imaging object and a plurality of collimator detectors sandwiched between the collimator detectors. It is provided with a plurality of detector units having a plurality of ⁇ -ray detection units.
  • the plurality of detector units include at least a pair of detector units arranged at positions facing each other across the imaging object.
  • the collimator detector includes a scintillator block made of a scintillator crystal element and a photodetector attached to the scintillator block.
  • the scintillator block has a hole through which the ⁇ -ray emitted from the imaging object passes, and the ⁇ -ray detection unit detects the ⁇ -ray passing through the hole.
  • the collimator detector has a scintillator block made of a scintillator crystal element, and the scintillator block has a hole through which ⁇ -rays emitted from an imaging object pass.
  • the ⁇ -rays that have passed through the holes of the scintillator block are detected by the ⁇ -ray detector located on the opposite side of the image pickup object when viewed from the collimator detector.
  • the collimator detector performs PET measurement. By detecting the ⁇ -rays that have passed through the hole of the scintillator block of the collimator detector with the ⁇ -ray detection unit, the arrival direction of the ⁇ -rays is determined, so that SPECT measurement can be performed.
  • the measurement of PET nuclide and the measurement of SPECT nuclide can be performed at the same time.
  • PET measurement and SPECT measurement can be performed simultaneously with this nuclear medicine imaging device, the burden on the patient and the clinical site can be reduced.
  • the collimator detector itself capable of performing PET measurement functions as a collimator for SPECT nuclide measurement.
  • the collimator detector may be a DOI (Depth Of Interaction) detector in which a plurality of layers of scintillator blocks are arranged.
  • the detection position of the ⁇ -ray can be specified three-dimensionally including the depth direction of the scintillator block.
  • the scintillator block may have a plurality of holes.
  • the number of ⁇ -rays detected by the ⁇ -ray detection unit increases.
  • the field of view of the SPECT apparatus can be widened and the sensitivity can be improved.
  • the detector unit may have a trapezoidal shape that expands as the distance from the imaging object increases.
  • the field of view of SPECT imaging can be widened by expanding each of the plurality of detector units in a trapezoidal shape as the distance from the imaging object increases. Since the scintillator block has a trapezoidal shape, the sensitivity of PET can be maximized.
  • the collimator detector may be attached to another nuclear medicine imaging device.
  • the collimator detector since the collimator detector can be attached to the existing nuclear medicine imaging device, simultaneous measurement of PET and SPECT can be performed in the existing nuclear medicine imaging device.
  • the photodetector may have a sheet-like shape extending along the radial direction of the hole.
  • the nuclear medicine imaging device described above has a retrofit portion attached to the wall portion of a through hole penetrating the scintillator block, and the retrofit portion has an inclined surface inclined with respect to the thickness direction of the scintillator block.
  • the inclined surface may form at least a part of the inner wall surface of the hole.
  • the above-mentioned nuclear medicine imaging device may include an image processing unit that processes an image of an imaged object.
  • the image processing unit performs image processing on the imaged object, so that a more accurate PET image and SPECT image can be acquired.
  • FIG. 3 is a diagram showing a pair of collimator detectors and a pair of ⁇ -ray detectors in the nuclear medicine imaging apparatus of FIG. It is an enlarged view of the collimator detector and the ⁇ -ray detection part of FIG. It is a figure which shows the example of the scintillator block in the collimator detector of FIG. It is a figure which shows the modification of the scintillator block in the collimator detector of FIG.
  • FIG. 1 is a diagram schematically showing a nuclear medicine imaging device 1 according to the present embodiment.
  • the nuclear medicine imaging device 1 is a device having both functions as a PET (Positron Emission Tomography) detector and a SPECT (Single Photon Emission Computed Tomography) detector.
  • SPECT detects the distribution of the compound by detecting ⁇ -ray L1, which is a low-energy ⁇ -ray of several tens of keV to several hundreds of keV emitted from the compound labeled in SPECT nuclide S, which is a radionuclide, from various angles.
  • ⁇ -ray L1 is a low-energy ⁇ -ray of several tens of keV to several hundreds of keV emitted from the compound labeled in SPECT nuclide S, which is a radionuclide, from various angles.
  • SPECT nuclide S which is a radionuclide
  • the nuclear medicine imaging device 1 includes, for example, a plurality of detector units 10 provided so as to surround the imaging target T arranged in the imaging space K in a ring shape, and an image processing unit 100 that processes an image of the imaging target T. ..
  • the plurality of detector units 10 include a plurality of collimator detectors 11 and a plurality of ⁇ -ray detection units 12 that detect ⁇ -rays L1 outside the collimator detector 11.
  • the plurality of collimator detectors 11 are arranged at positions surrounding the image pickup target T.
  • the plurality of ⁇ -ray detection units 12 are arranged at positions facing each other with the plurality of collimator detectors 11 sandwiched between them and the image pickup target T.
  • the plurality of detector units 10 include at least a pair of detector units 10 arranged at positions facing each other with the imaging target T interposed therebetween.
  • a plurality of collimator detectors 11 and a plurality of ⁇ -ray detection units 12 are both arranged in a ring shape.
  • the term “annular” refers to a shape that can surround an object, and includes not only an annular shape but also various shapes such as an ellipse, a semicircle, a semicircle, and a polygon. I'm out.
  • the term “surrounding the imaging target” includes both a case of surrounding the entire circumference of the imaging target and a case of surrounding a part of the imaging target.
  • the collimator detector 11 performs PET imaging by simultaneously detecting annihilation radiation L2 with scintillator blocks 13 facing each other with the imaging space K in between.
  • the "scintillator block” refers to a scintillator in a mass.
  • the shape of the scintillator block is, for example, a rectangular parallelepiped shape, but the shape is not limited to the rectangular parallelepiped shape and can be changed as appropriate.
  • PET administers a compound labeled with PET nuclide P, which is a very small amount of positron emitting nuclide, and simultaneously detects two annihilation radiations L2 emitted in opposite directions when positrons undergo pair annihilation with electrons. This is an imaging method for imaging the distribution of the compound.
  • imaging is performed by simultaneously measuring a pair of 511 keV annihilation radiation L2 generated by pair annihilation of positrons emitted from PET nuclide P due to positron decay with surrounding electrons with a collimator detector 11.
  • the annihilation radiation L2 is emitted in approximately 180 ° opposite directions, and the position of the PET nuclide P can be specified as a position on a line segment connecting the pair of collimator detectors 11 through which the annihilation radiation L2 passes.
  • SPECT imaging and PET imaging the radionuclide distribution is imaged by a three-dimensional image reconstruction method.
  • SPECT imaging and PET imaging it is possible to image glucose metabolism, oxygen distribution, nerve receptor state, blood flow distribution, and the like.
  • SPECT imaging and PET imaging are effective for objective diagnosis of pathology.
  • SPECT imaging and PET imaging may be used for diagnosing Parkinson's disease, dementia, etc. by acquiring functional information of the brain.
  • dementia dementia
  • both SPECT imaging and PET imaging are useful for diagnosing pathology related to the brain.
  • both SPECT imaging and PET imaging may be performed for pathological differentiation.
  • a plurality of imagings may be required for a reliable diagnosis, and the burden on the patient M becomes particularly large when the imaging is performed a plurality of times. That is, in the conventional method, the patient M needs to be imaged by a nuclear medicine imaging device at least a plurality of times in order to receive both PET imaging and SPECT imaging, which imposes a heavy burden on the patient M.
  • the nuclear medicine imaging device 1 can receive both PET imaging and SPECT imaging in one examination, so that the burden on the patient M can be significantly reduced.
  • Simultaneous imaging with a SPECT diagnostic agent that emits ⁇ -rays and a PET diagnostic agent can contribute to the sophistication of Theranostics, which is a fusion of treatment and diagnosis.
  • the nuclear medicine imaging device 1 performs simultaneous measurement of PET nuclide P and SPECT nuclide S. If both the PET examination and the SPECT examination can be performed at the same time by simultaneous imaging of PET and SPECT as in the nuclear medicine imaging device 1 according to the present embodiment, the examination time can be shortened and the alignment of both images is not required. Can be done. As a result, it is possible to reduce the burden on the patient M and improve the workflow.
  • both the SPECT examination result and the PET examination result can be acquired at the same time, so that it is possible to acquire the correlation of a plurality of functional information.
  • the nuclear medicine imaging device 1 can also be applied to, for example, analysis of dynamic imaging of a small animal or a plant for which acquisition of a plurality of functional information is desired.
  • the detector unit 10 includes the collimator detector 11 and the ⁇ -ray detection unit 12, so that the PET nuclide P and the SPECT nuclide S are simultaneously imaged.
  • the detector unit 10 has, for example, a trapezoidal shape that expands as the distance from the imaging target T (imaging space K) increases. That is, the detector unit 10 has a trapezoidal shape that expands toward the outside, and the area of the surface 12b of the ⁇ -ray detection unit 12 facing the image pickup target T side is the area of the surface 11b of the collimator detector 11 facing the image pickup target T side. Larger than the area.
  • a shielding wall 16 may be interposed between the plurality of detector units 10. The shielding wall 16 is provided to shield the radiation from outside the field of view to the ⁇ -ray detection unit 12.
  • the collimator detector 11 includes a scintillator block 13 made of a scintillator crystal element 13b and a photodetector 14 attached to the scintillator block 13.
  • the scintillator crystal element 13b has a rectangular parallelepiped shape of 1.5 mm ⁇ 1.5 mm ⁇ 5.0 mm.
  • the collimator detector 11 is, for example, a DOI (Depth Of Interaction) detector in which a plurality of layers of scintillator blocks 13 are arranged along a direction D1 which is a depth direction.
  • DOI Depth Of Interaction
  • the scintillator block 13 has a thickness that prevents the low-energy ⁇ -ray ⁇ -ray L1 from passing through, but has a portion (hole 15) through which the ⁇ -ray L1 can pass.
  • the "hole” described in the present disclosure refers to a portion that transmits low-energy ⁇ -rays for SPECT imaging, and is preferably formed as a hole formed in the scintillator block.
  • the photodetector 14 is arranged on the ⁇ -ray detection unit 12 side of the scintillator block 13.
  • the photodetector 14 has a shape that extends in a plane along a direction orthogonal to the direction D1 in which the collimator detector 11 and the ⁇ -ray detection unit 12 face each other.
  • the photodetector 14 has a shape that spreads like a sheet along the radial direction of the hole 15.
  • the ⁇ -ray L1 that has passed through the hole 15 and the photodetector 14 is detected by the ⁇ -ray detection unit 12.
  • the collimator detector 11 includes the hole 15
  • the ⁇ -ray L1 that has passed through the hole 15 is projected onto the ⁇ -ray detection unit 12. From the image projected on the ⁇ -ray detection unit 12, the source distribution of ⁇ -ray L1 can be obtained by the principle of SPECT imaging.
  • FIG. 3 schematically shows the configuration of the nuclear medicine imaging device 21 according to the modified example.
  • the nuclear medicine imaging device 21 includes a plurality of detector units 22 arranged in a ring shape.
  • each detector unit 22 has a collimator detector 23, a ⁇ -ray detector 24, and a shielding wall 28.
  • the configurations of the collimator detector 23, the ⁇ -ray detection unit 24, and the shielding wall 28 may be the same as or different from the configurations of the collimator detector 11, the ⁇ -ray detection unit 12, and the shielding wall 16 described above. May be good.
  • the collimator detector 23 includes a scintillator block 25 and a photodetector 26.
  • the photodetector 26 is provided on the K side of the imaging space of the scintillator block 25.
  • a pair of collimator detectors 23 are arranged so as to sandwich the imaging target T.
  • a pair of ⁇ -ray detection units 24 are arranged so as to sandwich the pair of collimator detectors 23.
  • a hole 27 is formed in the scintillator block 25 of the collimator detector 23 as described above, and the ⁇ -ray detection unit 24 detects the ⁇ -ray L1 that has passed through the photodetector 26 and the hole 27.
  • the energy resolution of the ⁇ -ray detection unit 24 is, for example, 13%.
  • low-energy ⁇ -rays L1 emitted from the compound labeled in SPECT nuclei S pass through the photodetector 26 and the hall 27 to detect ⁇ -rays, as in the nuclear medicine imaging device 1 described above.
  • Detected by unit 24 The pair of 511 keV annihilation radiation L2 generated by the pair annihilation of the positrons emitted from the PET nuclide P due to the positron destruction with the surrounding electrons is measured simultaneously by the collimator detector 23.
  • FIG. 5 is an enlarged view of the collimator detector 23.
  • the scintillator block 25 has, for example, a three-layer structure, and holes 27 are formed in each of the three layers.
  • the scintillator block 25 does not have to have a three-layer structure, and may have a one-layer, two-layer structure, or a structure of four or more layers.
  • the shape of the hole 27 as seen from the imaging space K side along the direction D1 in which the collimator detector 23 and the ⁇ -ray detection unit 24 are arranged is, for example, a square shape.
  • "viewed from the imaging space K side along the direction D1" may be simply described as "viewed along the direction D1".
  • the length W2 of one side of the hole 27 in 25 is different from each other.
  • the length W2 may be longer than the length W1.
  • the area of the hole 27 when the hole 27 is cut in a plane orthogonal to the direction D1 becomes wider toward the ⁇ -ray detection unit 24.
  • the surface of the scintillator block 25 facing the image pickup target T side is, for example, a square shape, and the length of one side of the surface is 49.5 mm.
  • the thickness t of the scintillator block 25 is, for example, 4 mm or more and 6 mm or less.
  • the shape and area of the surface of the scintillator block 25 and the value of the thickness t of the scintillator block 25 can be changed as appropriate.
  • the distance from the incident surface of the hole 27 on which the ⁇ -ray L1 is incident (the upper surface of the hole 27 in the first layer scintillator block 25 viewed along the direction D1) to the upper surface of the ⁇ -ray detection unit 24 on which the ⁇ -ray L1 is incident is As an example, it is 80 mm. However, the value of the distance can be changed as appropriate.
  • the length W2 of one side of the hole 27 in the third layer scintillator block 25 viewed along the direction D1 is the first layer scintillator block 25 viewed along the direction D1.
  • the length of one side of the hole 27 in W1 may be five times as long as W1.
  • the length of one side of the hole 27 in the second layer scintillator block 25 seen along the direction D1 is the length of the hole 27 in the third layer scintillator block 25 seen along the direction D1. It may be the same as the length W2 on one side.
  • the size of the hole 27 formed in the scintillator block 25 can be changed as appropriate.
  • the shape of the hole 27 viewed along the direction D1 is not limited to a square, and may be, for example, another quadrangle such as a rectangle, another polygon such as a hexagon, or a circular shape, and can be changed as appropriate. is there.
  • the number of holes formed in the scintillator block may be one or a plurality.
  • FIG. 7 shows an exemplary scintillator block 35 in which a plurality of holes 27 are formed.
  • the scintillator block 35 can be replaced with the scintillator block 13 or the scintillator block 25 described above.
  • the nuclear medicine imaging device includes a detector unit 30 similar to the detector units 10 and 22.
  • the detector unit 30 includes a collimator detector 31, a ⁇ -ray detection unit 12, and a shielding wall 16.
  • the scintillator block 35 described above is provided in the collimator detector 31.
  • the scintillator block 35 has, for example, a plurality of holes 27 arranged along a surface 35b extending in a direction D2 orthogonal to the direction D1 in which the collimator detector 31 and the ⁇ -ray detection unit 12 are arranged.
  • the scintillator block 35 having a plurality of holes 27, for example, it is possible to expand the field of view of SPECT imaging in the body axis direction of the patient M.
  • the plurality of holes 27 are arranged in a dispersed manner.
  • Distribution includes a state in which they are arranged in a grid pattern, a state in which they are arranged in a staggered pattern, and a state in which they are arranged in a concentric manner.
  • FIG. 7 shows a state in which a plurality of holes 27 are arranged in a grid pattern.
  • the arrangement mode (arrangement position) of the plurality of holes 27 can be changed as appropriate.
  • the number of holes 27 in the scintillator block 35 is, for example, 12 (3 ⁇ 4), but can be changed as appropriate.
  • FIG. 9 is a diagram showing a scintillator block 45 according to a modified example.
  • the scintillator block 45 can be replaced with the scintillator blocks 13, 25, 35 described above.
  • the scintillator block 45 has a hole 47 through which the ⁇ -ray L1 passes.
  • the scintillator block 45 has a retrofit portion 48 attached to the wall portion of the through hole 45b penetrating the scintillator block 45, and a retrofit portion 49 attached to the peripheral edge portion of the opening end of the through hole 45b.
  • the retrofitting portions 48 and 49 are, for example, retrofitting collimators and are made of lead or tungsten.
  • the through hole 45b is a stepped through hole as shown in FIG. 9, and the wall portion to which the retrofit portion 49 is attached is substantially an inner wall portion (inner wall surface) of the through hole 45b. Is.
  • the retrofit portion 48 includes, for example, a first retrofit portion 48b and a second retrofit portion 48c.
  • the first retrofit portion 48b is attached to the wall portion of the through hole 45b of the first layer scintillator block 45 viewed along the direction D1.
  • the second retrofit portion 48c is attached to the wall portion of the through hole 45b of the nth layer scintillator block 45 as viewed along the direction D1.
  • the first retrofit portion 48b has, for example, an outer surface 48d that comes into surface contact with the through hole 45b and an inner side surface 48f that defines the hole 48k through which the ⁇ -ray L1 passes.
  • the retrofit portion 49 is provided on the opposite side of the scintillator block 45 from the imaging target T (imaging space K), and has a hole 49b through which the ⁇ -ray L1 passes.
  • the inner side surface 48f of the first retrofit portion 48b includes a first inclined surface 48g located on the imaging space K side, a second inclined surface 48h located on the opposite side of the imaging space K, a first inclined surface 48g, and a first inclined surface 48g.
  • a top surface 48j extending in direction D1 between the two inclined surfaces 48h.
  • the opening area of the hole 48k cut along the direction D2 gradually decreases from each of the first inclined surface 48g and the second inclined surface 48h toward the top surface 48j. That is, the opening area of the hole 48k cut along the direction D2 is the smallest on the top surface 48j.
  • the second retrofit portion 48c defines, for example, an outer surface 48m in surface contact with the through hole 45b of the nth layer scintillator block 45 viewed along the direction D1 and a hole 48q through which the ⁇ -ray L1 passes. It has a side surface of 48p.
  • the inner side surface 48p is an inclined surface that is inclined in a direction in which the hole 48q expands as the distance from the scintillator block 45 of the first layer viewed along the direction D1 (toward the ⁇ -ray detection unit). Therefore, the opening area of the hole 48q cut along the direction D2 becomes wider as the distance from the first layer scintillator block 45 seen along the direction D1 increases. That is, as shown in FIG.
  • the hole 47 for passing ⁇ -rays of the scintillator block 45 is the first retrofit portion 48b of the retrofit portion 48 attached to the wall portion of the through hole 45b of the scintillator block 45.
  • first inclined surface 48g, the second inclined surface 48h, and the inner surface (inclined surface) 48p of the second retrofit portion 48c of the first retrofit portion 48b constituting the retrofit portion 48 are holes. It constitutes at least a part of the inner wall surface of 47.
  • the retrofit portion 48 is attached to the through hole 45b of the scintillator block 45 so that the second inclined surface 48h of the first retrofit portion 48b and the inner side surface 48p of the second retrofit portion 48c are continuous, for example.
  • the inner side surface 48p of the nth layer scintillator block 45 seen along the direction D1 and the inner side surface 48p of the n + 1th layer scintillator block 45 seen along the direction D1 are continuous. It may be attached to the through hole 45b.
  • the retrofitted portions 48 and 49 to the scintillator block 45, it is possible to adjust the opening area of the hole through which the ⁇ -rays pass and to improve the shielding ability of the ⁇ -rays.
  • the collimator detector may include a monolithic scintillator block 51 and a photodetector 52 (light receiving element).
  • the scintillator block 51 has holes 53 similar to the holes 15, 27, 47 described above.
  • the holes 53 are defined by, for example, a tapered surface 53b that gradually shrinks toward the photodetector 52.
  • the number of holes 53 may be one as shown in FIG. 10A or may be plural as shown in FIG. 10B.
  • the collimator detector may include a laminated scintillator block 56 and a photodetector 57, and the scintillator block 56 may have a viewing angle inclined hole 58.
  • the hole 58 extends in a direction inclined with respect to the direction D1 in which the collimator detector and the ⁇ -ray detection unit are arranged, for example.
  • the number of holes 58 may be one as shown in FIG. 11A or may be plural as shown in FIG. 11B.
  • the collimator detector may include a scintillator block 61, a photodetector 62, and a shielding material 63.
  • the scintillator block 61, the photodetector 62, and the shielding material 63 are arranged in this order along the direction from the imaging space K toward the ⁇ -ray detection unit.
  • the scintillator block 61, the photodetector 62, and the shielding material 63 are in contact with each other.
  • the shielding material 63 is made of, for example, lead or tungsten.
  • the scintillator block 61 has a hole 64 through which ⁇ -ray L1 passes.
  • the shielding material 63 has a hole 65 through which the ⁇ -ray L1 passes.
  • the scintillator block 61 may be a laminated type as shown in FIG. 12A or a monolithic type as shown in FIG. 12B. There may be.
  • the collimator detector may be a single-layer detector laminated type. That is, the collimator detector may include a plurality of sets C1 including a scintillator block 66 and a photodetector 67. In each of the plurality of sets C1, the scintillator block 66 has a hole 68 through which the ⁇ -ray L1 passes. As an example, the hole 68 of the n-1st layer set C1 seen from the direction D1 is larger than the hole 68 of the nth layer set C1 seen from the direction D1.
  • the collimator detector includes a scintillator block 71 with a plurality of holes 73 stacked along the direction D1 and a pair of photodetectors 72 sandwiching the plurality of scintillator blocks 71 from the direction D1.
  • You may be prepared. That is, it may be a double-sided readout collimator detector in which photodetectors 72 are arranged on both sides of the direction D1 of the scintillator block 71.
  • the collimator detector includes a plurality of scintillator blocks 71 stacked along the direction D1 and a pair of optical detectors 74 sandwiching the plurality of scintillator blocks 71 from the direction D2 orthogonal to the direction D1. You may be prepared.
  • the collimator detector is formed between a plurality of sets C2 including a scintillator block 76 with a plurality of stacked holes 78, a photodetector 77, and a shielding material 79, and a plurality of sets C2. It may be a detector having a gap X formed therein. That is, the collimator detector may be a detector gap collimator system in which a gap X is formed between the set C2 including the scintillator block 76, the photodetector 77, and the shielding material 79.
  • the nuclear medicine imaging device 81 includes a PET device 82 and the plurality of collimator detectors 23 described above.
  • the nuclear medicine imaging device 81 is used, for example, to image an imaging target T including a heart Y.
  • the PET device 82 is, for example, another (existing or conventional) PET device.
  • a plurality of collimator detectors 23 are incorporated in the PET device 82.
  • the plurality of collimator detectors 23 are arranged in a semi-elliptical shape so as to surround the imaging space K inside the circular PET device 82, and the scintillator block 25 with a hole 27 that transmits ⁇ -ray L1 is similar to the above.
  • the annihilation radiation L2 is simultaneously detected in each of the collimator detector 23 and the PET device 82 facing each other with the imaging space K in between. Therefore, in the nuclear medicine imaging device 81 in which the collimator detector 23 is attached to the other PET device 82, both the PET nuclide P and the SPECT nuclide S can be measured at the same time, and the sensitivity of both the PET imaging and the SPECT imaging is increased. To realize.
  • FIG. 16 shows a nuclear medicine imaging device 86 according to another modified example.
  • the nuclear medicine imaging device 86 includes a pair of collimator detectors 23 that sandwich the radiation source R and a pair of ⁇ -ray detection units 24 that sandwich the pair of collimator detectors 23.
  • the radiation source R is irradiated with the particle beam therapy beam B.
  • ⁇ -rays L3 are emitted from the radiation source R.
  • the ⁇ -ray L3 has an energy of sub-MeV to several MeV, passes through the collimator detector 23, and is detected by the ⁇ -ray detection unit 24.
  • imaging by detecting low-energy ⁇ -rays L1 emitted from the compound labeled with SPECT nuclei S, and 511 keV emitted from the compound labeled with PET nuclei P In addition to visualization by simultaneous detection of annihilation radiation L2, visualization by detection of ⁇ -rays L3 of sub-MeV to several MeV can be performed.
  • the nuclear medicine imaging device 86 it is possible to perform monitoring by the particle beam therapy beam B. That is, by beam monitoring of particle beam therapy, the distribution of positron emitting nuclides, the distribution of bremsstrahlung radiation, and the distribution of prompt ⁇ -rays can be obtained using the principles of PET, SPECT, and Compton cameras.
  • FIG. 17 shows a nuclear medicine imaging device 91 according to still another modified example.
  • the nuclear medicine imaging device 91 includes a pair of collimator detectors 23 sandwiching the imaging target T, a pair of ⁇ -ray detection units 24 sandwiching the collimator detector 23, and an X-ray tube 92 that irradiates the imaging target T with X-ray L4. , An X-ray detector 93 for projecting this.
  • the imaging target T is a large animal such as a rat, a rabbit, or a monkey, and the nuclear medicine imaging device 91 is for an animal.
  • the nuclear medicine imaging apparatus 91 can simultaneously perform X-ray CT imaging and fluorescent X-ray imaging at the same time as PET imaging. After administering gold particles or iodine that emits fluorescent X-rays of several tens to 90 keV as a tracer of fluorescent X-ray CT to the imaging target T, X-ray CT imaging of the imaging target T is performed by irradiation with X-ray L4. Then, the fluorescent X-ray L5 emitted from the tracer excited by the X-ray L4 and transmitted through the hole 27 of the collimator detector 23 is measured by the ⁇ -ray detection unit 24, and the fluorescent X is measured by the same principle as SPECT imaging. Image of line CT is performed. Similar to the nuclear medicine imaging device 86 and the like, the nuclear medicine imaging device 91 can simultaneously perform both SPECT imaging and PET imaging.
  • the collimator detector 11 has a scintillator block 13 composed of a scintillator crystal element 13b, and the scintillator block 13 has a ⁇ -ray L1 emitted from an imaging target T. It has a hole 15 through which it passes. The ⁇ -ray L1 that has passed through the hole 15 of the scintillator block 13 is detected by the ⁇ -ray detection unit 12.
  • the collimator detector 11 performs PET measurement.
  • the arrival direction of the ⁇ -ray L1 is determined, so that SPECT measurement can be performed. Therefore, the measurement of PET nuclide P and the measurement of SPECT nuclide S can be performed at the same time.
  • the nuclear medicine imaging device 1 can perform PET measurement and SPECT measurement at the same time, so that the burden on the patient M and the clinical site can be reduced.
  • the collimator detector 11 itself capable of performing PET measurement functions as a collimator for SPECT nuclide measurement.
  • the above effects can be obtained not only from the nuclear medicine imaging device 1, but also from all of the nuclear medicine imaging devices of the present embodiment described above, such as the nuclear medicine imaging device 21.
  • the collimator detector 11 may be a DOI (Depth Of Interaction) detector in which a plurality of scintillator blocks 13 are arranged.
  • the detection position of the ⁇ -ray can be specified three-dimensionally including the depth direction (direction D1) of the scintillator block 13.
  • the scintillator block 35 may have a plurality of holes 27.
  • the number of ⁇ -rays L1 detected by the ⁇ -ray detection unit 12 increases, so that the sensitivity of SPECT can be improved and the field of view can be expanded.
  • the detector unit 10 may expand in a trapezoidal shape as the distance from the imaging target T increases.
  • each of the plurality of detector units 10 expands in a trapezoidal shape as the distance from the imaging target T increases.
  • the PET sensitivity can be maximized and the field of view for SPECT imaging can be widened.
  • the scintillator block 113 of the detector unit 110 has a trapezoidal shape, so that the sensitivity of PET can be further increased. Further, when the scintillator block 113 including the scintillator crystal element 113b is arranged in a trapezoidal shape, many elements of the collimator detector 111 can be arranged, and high sensitivity to PET can be achieved. That is, when the scintillator blocks 113 are arranged in a trapezoidal shape, the number of elements of the detector capable of PET measurement can be increased as compared with the case where the scintillator blocks are arranged in a rectangular parallelepiped shape.
  • the collimator detector 23 may be attached to another PET device 82 capable of single measurement.
  • the existing PET device 82 can simultaneously measure PET and SPECT.
  • the scintillator block 45 having the hole 47 has a retrofit portion 48 attached facing the through hole 45b penetrating the scintillator block 45.
  • the retrofit portion 48 may have an inclined surface (for example, a first inclined surface 48 g, a second inclined surface 48h, and an inner side surface 48p) that incline with respect to the thickness direction (direction D1) of the scintillator block 45.
  • the hole 47 since the hole 47 has the retrofit portion 48, the shape and size of the portion of the scintillator block 45 through which the ⁇ -ray L1 passes can be adjusted, and the ⁇ -ray shielding ability can be improved. Become.
  • the nuclear medicine imaging device 1 may include an image processing unit 100 that processes an image of the imaging target T.
  • the image processing unit 100 processes both the PET imaged image and the SPECT imaged image, so that a high-precision PET image and a SPECT image can be acquired at the same time.
  • each of the above-mentioned exemplary nuclear medicine imaging devices and each collimator detector can be appropriately combined.
  • the nuclear medicine imaging device according to the present disclosure is not limited to the examples of the above-described embodiment, and can be appropriately changed without changing the gist described in each claim. That is, the shape, size, number, material, and arrangement mode of each part of the nuclear medicine imaging device are not limited to the above-mentioned examples, and can be appropriately changed.
  • the nuclear medicine imaging device 81 illustrated in FIG. 15 a collimator detector 23 that can be attached to another PET device 82 has been described.
  • the nuclear medicine imaging device according to the present disclosure may include a collimator detector that can be attached to another SPECT device. In this way, the type of nuclear medicine imaging device to which the collimator detector is attached can be changed as appropriate.
  • the retrofit portion 48 having holes 48k and 48q having a first inclined surface 48 g, a second inclined surface 48h and an inner side surface 48p has been described.
  • the shape, size, number, and arrangement of the holes formed in the retrofit portion can be appropriately changed.
  • the plurality of detector units 10 may be arranged so as to surround a part of the object to be imaged, or may be arranged other than the ring shape.
  • Nuclear medicine imaging device 10,22,30 ... Detector unit, 11,23,31 ... Collimeter detector, 12,24 ... ⁇ -ray detector, 13,25,35, 45,51,56,61,66,71,76 ... Scintillator block, 13b ... Scintillator crystal element, 14,26,52,57,62,67,72,74,77 ...
  • Optical detector 15,27,47 , 53, 58, 64, 65, 68, 73 ... Hall, 16 ... Shielding wall, 35b ... Surface, 45b ... Through hole, 48 ... Retrofit, 48b ... First retrofit, 48c ... Second retrofit , 48d ... outer surface, 48f ...

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Abstract

一実施形態に係る核医学撮像装置１は、撮像対象Ｔを囲む位置に配置される複数のコリメータ検出器１１と、撮像対象Ｔとの間で複数のコリメータ検出器１１をそれぞれ挟んで対向する位置に配置される複数のγ線検出部１２と、を有する複数の検出器ユニット１０を備え、複数の検出器ユニット１０は、撮像対象Ｔを挟んで対向する位置に配置される一対の検出器ユニット１０を含み、コリメータ検出器１１は、シンチレータ結晶素子からなるシンチレータブロックと、シンチレータブロックに取り付けられた光検出器と、を有し、シンチレータブロックは、撮像対象Ｔから出射したγ線Ｌ１が通過するホール１５を有し、γ線検出部１２は、ホール１５を通過したγ線Ｌ１を検出する。また、コリメータ検出器１１は同時計数により消滅放射線Ｌ２を検出する。

Description

核医学撮像装置
　本開示は、ＰＥＴ検査及びＳＰＥＣＴ検査を行う核医学撮像装置に関する。
　本出願は、２０１９年３月２８日の日本出願第２０１９－０６２５４４号に基づく優先権を主張し、前記日本出願に記載された全ての記載内容を援用するものである。
　従来、核医学撮像装置としては、ＰＥＴ（Positron Emission Tomography）装置、及びＳＰＥＣＴ（Single Photon Emission Computed Tomography）装置が知られている。ＳＰＥＣＴ装置では、シングルフォトン放射性同位元素を含む放射性薬剤を被検体に投与し、核種から放出されるγ線をγ線検出器で検出する。ＰＥＴ装置では、ポジトロン放射性同位元素を含む放射性薬剤を被検体に投与し、核種から放出されるポジトロンによる消滅γ線をγ線検出器で検出する。
　特許文献１には、ＳＰＥＣＴ機能とＰＥＴ機能とを持つ検出器が共通化されている核医学診断装置が記載されている。被検体には、シングルフォトンを放出する核種を用いた第１の薬剤と、ポジトロンを放出する核種とを用いた第２の薬剤とが投与される。核医学診断装置は、これらの薬剤の位置を同時に撮像する。この核医学診断装置は、複数のγ線検出器と、コリメータと、コリメータ位置検出手段と、同時計測手段とを備える。複数のγ線検出器は、環状に配置されると共に入射したγ線を電気信号に変換する。コリメータは、γ線検出器よりも被検体側において回転可能であると共にシングルフォトンの一部を遮蔽する。コリメータ位置検出手段は、コリメータの位置を検出する。同時計測手段は、複数のγ線検出器から同時に出力される電気信号を同時計測信号として出力する。
　核医学診断装置は、エネルギー弁別手段と、第１の位置特定手段と、第２の位置特定手段とを備える。エネルギー弁別手段は、複数の電気信号を、第１の薬剤から放出されるシングルフォトンに起因する第１の信号と、第２の薬剤から放出されるポジトロンに起因する第２の信号とに弁別する。第１の位置特定手段は、第１の信号及びコリメータの位置に基づいて第１の薬剤の位置を特定する。第２の位置特定手段は、上記同時計測信号及び第２の信号に基づいて第２の薬剤の位置を特定する。第１の位置特定手段が第１の薬剤の位置を特定し、第２の位置特定手段が第２の薬剤の位置を特定することにより、シングルフォトンを放出する核種を用いた第１の薬剤の位置、及びポジトロンを放出する核種を用いた第２の薬剤の位置の同時特定が行われる。
　特許文献２には、ＳＰＥＣＴ撮影及びＰＥＴ撮影を行う２つの検出器を具備するガンマカメラシステムが記載されている。２つの検出器のそれぞれには、シングルフォトン核種から放出される低エネルギーのガンマ線をコリメートするコリメータが設けられている。ＳＰＥＣＴ撮影は所定の空間分解能で行われる。一方、ＰＥＴ撮影では、ポジトロン核種に起因して発生するガンマ線のうち入射角が大きいものがコリメータを透過しないことにより、検出器の中央付近に対する視野角が実質的に狭められる。そして、当該視野角と検出器の辺縁付近の視野角との差が小さくなる。その結果、検出器の中央付近と辺縁付近との検出感度の差が軽減されるので、ＰＥＴ撮影における広い視野の確保を図りつつ、ＳＰＥＣＴとＰＥＴとの同時撮影を図っている。
国際公開第２００８／０３５３９９号公報 特開平１１－７２５６６号公報
　ところで、ＰＥＴ撮影とＳＰＥＣＴ撮影を同時に行う場合、ＳＰＥＣＴ装置においてＰＥＴ核種から一対に放出される高エネルギーのγ線を低エネルギーのγ線とは別のものとして扱い、ＳＰＥＣＴと同一の原理でコリメータを用いて撮像する方法が挙げられる。しかしながら、この方法では、ＰＥＴ核種から放出されるγ線のほとんどをコリメータにおいてカットするため、純粋なＰＥＴ装置と比較して感度が低下するという問題が生じうる。この場合、必要な画質を得るための測定時間が長くなったり、投与する薬剤の量を増やさなければならなくなったりする問題が生じる。
　本開示は、ＰＥＴの感度の低下を抑制することができると共に、ＰＥＴとＳＰＥＣＴの同時計測を行うことができる核医学撮像装置を提供することを目的とする。
　本開示に係る核医学撮像装置は、撮像対象物を囲む位置に配置される複数のコリメータ検出器と、撮像対象物との間で複数のコリメータ検出器をそれぞれ挟んで対向する位置に配置される複数のγ線検出部と、を有する複数の検出器ユニットを備える。複数の検出器ユニットは、撮像対象物を挟んで対向する位置に配置される一対の検出器ユニットを少なくとも含む。コリメータ検出器は、シンチレータ結晶素子からなるシンチレータブロックと、シンチレータブロックに取り付けられた光検出器と、を有する。シンチレータブロックは、撮像対象物から出射したγ線が通過するホールを有し、γ線検出部は、ホールを通過したγ線を検出する。
　この核医学撮像装置では、コリメータ検出器がシンチレータ結晶素子からなるシンチレータブロックを有し、シンチレータブロックは撮像対象物から出射したγ線が通過するホールを有する。シンチレータブロックのホールを通過したγ線は、コリメータ検出器から見て撮像対象物の反対側に位置するγ線検出部によって検出される。コリメータ検出器ではＰＥＴ計測を行う。コリメータ検出器のシンチレータブロックのホールを通過したγ線をγ線検出部で検出することにより、γ線の到来方向が決定されるので、ＳＰＥＣＴ計測を行うことができる。従って、ＰＥＴ核種の計測と、ＳＰＥＣＴ核種の計測とを同時に行うことができる。その結果、この核医学撮像装置ではＰＥＴ計測及びＳＰＥＣＴ計測を同時に行うことができるので、患者及び臨床現場の負担を軽減させることができる。この核医学撮像装置では、ＰＥＴ計測を行うことができるコリメータ検出器自体をＳＰＥＣＴ核種計測のためのコリメータとして機能させる。これにより、従来の方法では必須であったＰＥＴの感度の低下を招くＳＰＥＣＴ計測用のコリメータをＰＥＴ計測を行う検出器の前方に追加で配置する必要がない。従って、ＰＥＴの感度の低下を抑制することができる。
　前述した核医学撮像装置において、コリメータ検出器は、複数層のシンチレータブロックが配列されたＤＯＩ（Depth Of Interaction）検出器であってもよい。この場合、γ線の検出位置をシンチレータブロックの深さ方向を含めて３次元で特定することができる。
　前述した核医学撮像装置において、シンチレータブロックは、複数のホールを有してもよい。この場合、シンチレータブロックが複数のホールを有することにより、γ線検出部が検出するγ線が増える。その結果、ＳＰＥＣＴ装置の視野を広げたり、感度を向上させたりすることができる。
　前述した核医学撮像装置において、検出器ユニットは、撮像対象物から離れるに従って広がる台形状とされていてもよい。この場合、例えば複数の検出器ユニットを環状に配置した場合において、複数の検出器ユニットのそれぞれが撮像対象物から離れるに従って台形状に広がることで、ＳＰＥＣＴ撮像の視野を広げることができる。シンチレータブロックが台形状とされていることにより、ＰＥＴの感度を最大化することができる。
　前述した核医学撮像装置において、コリメータ検出器は、他の核医学撮像装置に取り付け可能とされていてもよい。この場合、コリメータ検出器を既存の核医学撮像装置に取り付けることができるので、既存の核医学撮像装置においてＰＥＴとＳＰＥＣＴとの同時計測を行うことができる。光検出器は、ホールの径方向に沿ってシート状に広がった形状を有していてもよい。
　前述した核医学撮像装置は、シンチレータブロックを貫通する貫通孔の壁部に取り付けられた後付部を有し、後付部は、シンチレータブロックの厚さ方向に対して傾斜する傾斜面を有し、傾斜面は、ホールの内壁面の少なくとも一部を構成してもよい。この場合、ホールを有するシンチレータブロックが後付部を有することにより、シンチレータブロックにおけるγ線が通過する部分の形状及び大きさを調整することができ、γ線の遮蔽能力を向上させることができる。
　前述した核医学撮像装置は、撮像対象物の画像を処理する画像処理部を備えてもよい。この場合、画像処理部が撮像対象物の画像処理を行うことにより、より高精度なＰＥＴ画像及びＳＰＥＣＴ画像を取得することができる。
　本開示によれば、ＰＥＴの感度の低下を抑制することができると共に、ＰＥＴとＳＰＥＣＴの同時計測を行うことができる。
本開示の実施形態に係る核医学撮像装置を示す図である。 図１の核医学撮像装置のコリメータ検出器とγ線検出部とを示す図である。 本開示の別の例に係る核医学撮像装置を示す図である。 図３の核医学撮像装置における一対のコリメータ検出器と一対のγ線検出部とを示す図である。 図４のコリメータ検出器及びγ線検出部を拡大させた図である。 図５のコリメータ検出器におけるシンチレータブロックの例を示す図である。 図５のコリメータ検出器におけるシンチレータブロックの変形例を示す図である。 図５のコリメータ検出器のシンチレータブロックの別の変形例を示す図である。 図７のシンチレータブロックとγ線検出部とを示す図である。 図５のコリメータ検出器におけるシンチレータブロックの更に別の変形例を示す図である。 シンチレータブロックの更なる変形例を示す図である。 シンチレータブロックの更なる変形例を示す図である。 シンチレータブロックの更なる変形例を示す図である。 シンチレータブロックの更なる変形例を示す図である。 シンチレータブロックの更なる変形例を示す図である。 シンチレータブロックの更なる変形例を示す図である。 シンチレータブロックの更なる変形例を示す図である。 シンチレータブロックの更なる変形例を示す図である。 シンチレータブロックの更なる変形例を示す図である。 シンチレータブロックの更なる変形例を示す図である。 本開示の更に別の変形例に係る核医学撮像装置を示す図である。 本開示の更に別の変形例に係る核医学撮像装置を示す図である。 本開示の更に別の変形例に係る核医学撮像装置を示す図である。 本開示の更に別の変形例に係る核医学撮像装置を示す図である。 図１８の核医学撮像装置のコリメータ検出器とγ線検出部とを示す図である。
　以下では、図面を参照しながら、本開示に係る核医学撮像装置の実施形態について説明する。本発明は、以下の例に限定されるものではなく、請求の範囲に示され、請求の範囲と均等の範囲における全ての変更が含まれることが意図される。図面の説明において、同一又は相当する要素には同一の符号を付し、重複する説明を適宜省略する。図面は、理解の容易のため、一部を簡略化又は誇張している場合があり、寸法比率等は図面に記載のものに限定されない。
　図１は、本実施形態に係る核医学撮像装置１を模式的に示す図である。核医学撮像装置１は、ＰＥＴ（Positron Emission Tomography：ポジトロン断層撮影）検出器とＳＰＥＣＴ（Single Photon Emission Computed Tomography：単一光子放射断層撮影）検出器としての機能を併せ持つ装置である。
　ＳＰＥＣＴは、放射性核種であるＳＰＥＣＴ核種Ｓにおいて標識された化合物から放出される数十ｋｅＶ～百数ｋｅＶの低エネルギーγ線であるγ線Ｌ１を様々な角度から検出することによって当該化合物の分布を画像化する撮像手法である。ＳＰＥＣＴでは、コリメータの穴を通過し、シンチレータと光検出器、又は半導体放射線検出器等からなるγ線検出部１２に到達したγ線Ｌ１を検出することによって、γ線Ｌ１の到来方向を特定する。
　核医学撮像装置１は、例えば、撮像空間Ｋに配置された撮像対象Ｔを環状に囲むように設けられる複数の検出器ユニット１０と、撮像対象Ｔの画像を処理する画像処理部１００とを備える。複数の検出器ユニット１０は、複数のコリメータ検出器１１と、コリメータ検出器１１の外側においてγ線Ｌ１を検出する複数のγ線検出部１２とを備える。複数のコリメータ検出器１１は、撮像対象Ｔを囲む位置に配置される。複数のγ線検出部１２は、撮像対象Ｔとの間で複数のコリメータ検出器１１をそれぞれ挟んで対向する位置に配置される。複数の検出器ユニット１０は、撮像対象Ｔを挟んで対向する位置に配置される一対の検出器ユニット１０を少なくとも含んでいる。
　核医学撮像装置１では、複数のコリメータ検出器１１、及び複数のγ線検出部１２が共に環状に配置されている。本開示において、「環状」とは、あるものを囲むことが可能な形状を示しており、円環状だけでなく、楕円状、半円状、半楕円状及び多角形状等、種々の形状を含んでいる。「撮像対象物を囲む」とは、撮像対象物の全周を囲む場合、及び撮像対象物の一部を囲む場合、の両方を含む。
　図１及び図２に示されるようにコリメータ検出器１１は、消滅放射線Ｌ２を、撮像空間Ｋを挟んで互いに対向するシンチレータブロック１３で同時検出することによってＰＥＴ撮像を行う。本開示において「シンチレータブロック」とは、一塊となったシンチレータを示している。シンチレータブロックの形状は、例えば直方体状であるが、直方体状に限られず適宜変更可能である。ＰＥＴは、極微量の陽電子放出核種であるＰＥＴ核種Ｐで標識した化合物を投与し、陽電子が電子と対消滅を起こしたときに互いに反対方向に放出される２本の消滅放射線Ｌ２を同時検出することによって当該化合物の分布を画像化する撮像手法である。
　すなわち、ＰＥＴでは、陽電子崩壊によってＰＥＴ核種Ｐから放出された陽電子が周囲の電子と対消滅することによって生じる一対の５１１ｋｅＶの消滅放射線Ｌ２をコリメータ検出器１１で同時計測することによって撮像を行う。消滅放射線Ｌ２は、略１８０°反対方向に放出され、ＰＥＴ核種Ｐの位置を、消滅放射線Ｌ２が通る一対のコリメータ検出器１１を結ぶ線分上の位置として特定することが可能である。
　ＳＰＥＣＴ撮像及びＰＥＴ撮像では、共に、３次元の画像再構成手法によって放射性核種分布を画像化する。ＳＰＥＣＴ撮像及びＰＥＴ撮像では、共に、糖代謝、酸素分布、神経受容体の状態、及び血流分布等をイメージングすることが可能である。ＳＰＥＣＴ撮像及びＰＥＴ撮像は、病理の客観的な診断に有効である。
　例えば、ＳＰＥＣＴ撮像及びＰＥＴ撮像は、脳の機能情報を取得し、パーキンソン病又は認知症等の診断に用いられることがある。認知症には、アルツハイマー型認知症、レビー小体型認知症、血管性認知症又は前頭側頭型認知症等、様々な認知症が存在する。それぞれの鑑別は、治療方針を決定する上で非常に重要である。
　上記のように、脳に関する病理の診断には、ＳＰＥＣＴ撮像及びＰＥＴ撮像は有用である。一方、従来から臨床の現場では、病理の鑑別のため、ＳＰＥＣＴ撮像及びＰＥＴ撮像の両方を行うことがある。確実な診断のためには複数回の撮像が必要なことがあり、複数回の撮像を行う場合には特に患者Ｍの負担が大きくなる。すなわち、従来の方法では、患者Ｍは、ＰＥＴ撮像及びＳＰＥＣＴ撮像の両方を受けるために少なくとも複数回核医学撮像装置による撮像を受ける必要があり、患者Ｍにかかる負担が大きかった。
　これに対し、本実施形態に係る核医学撮像装置１は、一度の検査でＰＥＴ撮像及びＳＰＥＣＴ撮像の両方を受けることができるため、患者Ｍの負担を大幅に軽減できる。γ線を放出するＳＰＥＣＴ診断薬及びＰＥＴ診断薬による同時撮像により、治療と診断を融合したセラノスティクス（Theranostics）の高度化にも寄与することが可能である。
　以上のように、核医学撮像装置１はＰＥＴ核種ＰとＳＰＥＣＴ核種Ｓの同時計測を行う。本実施形態に係る核医学撮像装置１のように、ＰＥＴとＳＰＥＣＴの同時撮像によってＰＥＴ検査及びＳＰＥＣＴ検査の両検査を同時にできれば、検査時間が短縮できる上、両画像の位置合わせも不要とすることができる。その結果、患者Ｍの負担軽減、及びワークフローの改善が可能となる。
　更に、核医学撮像装置１では、ＳＰＥＣＴ検査の結果と、ＰＥＴ検査の結果との両方を同時に取得できるので、複数の機能情報の相関関係を取得することも可能である。核医学撮像装置１は、例えば、複数の機能情報の取得が望まれる小動物又は植物の動態イメージングの解析にも応用できる。核医学撮像装置１では、検出器ユニット１０がコリメータ検出器１１及びγ線検出部１２を備えることによってＰＥＴ核種Ｐ及びＳＰＥＣＴ核種Ｓの同時撮像を行う。
　検出器ユニット１０は、例えば、撮像対象Ｔ（撮像空間Ｋ）から離れるに従って広がる台形状とされている。すなわち、検出器ユニット１０は、外側に向かうに従って広がる台形状とされ、γ線検出部１２の撮像対象Ｔ側を向く面１２ｂの面積は、コリメータ検出器１１の撮像対象Ｔ側を向く面１１ｂの面積よりも広い。複数の検出器ユニット１０の間に遮蔽壁１６が介在してもよい。遮蔽壁１６は、γ線検出部１２への視野外からの放射線を遮蔽するために設けられる。
　コリメータ検出器１１は、シンチレータ結晶素子１３ｂからなるシンチレータブロック１３と、シンチレータブロック１３に取り付けられた光検出器１４と、を備える。シンチレータ結晶素子１３ｂは、一例として、１．５ｍｍ×１．５ｍｍ×５．０ｍｍの直方体状とされている。コリメータ検出器１１は、例えば、複数層のシンチレータブロック１３が深さ方向である方向Ｄ１に沿って配列されたＤＯＩ（Depth Of Interaction）検出器である。シンチレータブロック１３は、低エネルギーγ線であるγ線Ｌ１が通過できない厚みを有する一方、これを通過させる部分（ホール１５）を有する。なお、本開示で述べる「ホール」とは、ＳＰＥＣＴ撮像用の低エネルギーγ線を透過する部分を指し、望ましくはシンチレータブロックに穿たれた穴として形成される。
　例えば、光検出器１４は、シンチレータブロック１３のγ線検出部１２側に配置される。光検出器１４は、コリメータ検出器１１とγ線検出部１２とが対向する方向Ｄ１に対して直交する方向に沿って面状に広がった形状を有する。換言すると、光検出器１４は、ホール１５の径方向に沿ってシート状に広がった形状を有する。ホール１５及び光検出器１４を通過したγ線Ｌ１はγ線検出部１２によって検出される。コリメータ検出器１１がホール１５を備えることにより、ホール１５を通ったγ線Ｌ１がγ線検出部１２に投影される。γ線検出部１２に投影された像からＳＰＥＣＴ撮像の原理によってγ線Ｌ１の線源分布が得られる。
　図３は、変形例に係る核医学撮像装置２１の構成を模式的に示している。核医学撮像装置２１は、環状に配置された複数の検出器ユニット２２を備える。例えば、各検出器ユニット２２はコリメータ検出器２３、γ線検出部２４及び遮蔽壁２８を有する。コリメータ検出器２３、γ線検出部２４及び遮蔽壁２８の構成は、例えば、前述したコリメータ検出器１１、γ線検出部１２及び遮蔽壁１６の構成と同様であってもよいし、異なっていてもよい。一例として、コリメータ検出器２３はシンチレータブロック２５及び光検出器２６を備える。光検出器２６はシンチレータブロック２５の撮像空間Ｋ側に設けられる。
　図４に示されるように、核医学撮像装置２１では、一対のコリメータ検出器２３が撮像対象Ｔを挟むように配置される。一対のγ線検出部２４が一対のコリメータ検出器２３を挟むように配置される。コリメータ検出器２３のシンチレータブロック２５には、前述と同様、ホール２７が形成されており、光検出器２６及びホール２７を通過したγ線Ｌ１をγ線検出部２４が検出する。γ線検出部２４のエネルギー分解能は、一例として、１３％である。
　核医学撮像装置２１では、前述した核医学撮像装置１と同様、ＳＰＥＣＴ核種Ｓにおいて標識された化合物から放出される低エネルギーのγ線Ｌ１が光検出器２６及びホール２７を通過してγ線検出部２４によって検出される。陽電子破壊によってＰＥＴ核種Ｐから放出された陽電子が周囲の電子と対消滅することによって生じる一対の５１１ｋｅＶの消滅放射線Ｌ２は、コリメータ検出器２３によって同時計測される。
　図５は、コリメータ検出器２３を拡大した図である。シンチレータブロック２５は、例えば、３層構造とされており、３層のそれぞれにホール２７が形成されている。但し、シンチレータブロック２５は、３層構造でなくてもよく、１層、２層構造、又は４層以上の構造であってもよい。
　コリメータ検出器２３及びγ線検出部２４が並ぶ方向Ｄ１に沿って撮像空間Ｋ側から見たホール２７の形状は、例えば、正方形状とされている。以降の説明では「方向Ｄ１に沿って撮像空間Ｋ側から見た」を単に「方向Ｄ１に沿って見た」と記載することがある。例えば、方向Ｄ１に沿って見たｎ－１層目（ｎは２以上の自然数）のシンチレータブロック２５におけるホール２７の一辺の長さＷ１と、方向Ｄ１に沿って見たｎ＋１層目のシンチレータブロック２５におけるホール２７の一辺の長さＷ２とは、互いに異なっている。例えば、長さＷ２は長さＷ１より長くてもよい。この場合、方向Ｄ１に直交する平面でホール２７を切断したときのホール２７の面積は、γ線検出部２４に向かうに従って広くなる。
　シンチレータブロック２５の撮像対象Ｔ側（撮像空間Ｋ側）を向く面は、一例として、正方形状とされており、当該面の一辺の長さは４９．５ｍｍである。シンチレータブロック２５の厚さｔは、例えば、４ｍｍ以上且つ６ｍｍ以下である。但し、シンチレータブロック２５の当該面の形状及び面積、並びにシンチレータブロック２５の厚さｔの値は適宜変更可能である。
　γ線Ｌ１が入射するホール２７の入射面（方向Ｄ１に沿って見た１層目のシンチレータブロック２５におけるホール２７の上面）からγ線Ｌ１が入射するγ線検出部２４の上面までの距離は、一例として、８０ｍｍである。しかしながら、当該距離の値も適宜変更可能である。
　図６Ａに示されるように、一例として、方向Ｄ１に沿って見た３層目のシンチレータブロック２５におけるホール２７の一辺の長さＷ２は、方向Ｄ１に沿って見た１層目のシンチレータブロック２５におけるホール２７の一辺の長さＷ１の５倍であってもよい。図６Ｂに示されるように、方向Ｄ１に沿って見た２層目のシンチレータブロック２５におけるホール２７の一辺の長さが、方向Ｄ１に沿って見た３層目のシンチレータブロック２５におけるホール２７の一辺の長さＷ２と同一であってもよい。
　以上のように、シンチレータブロック２５に形成されるホール２７の大きさは、適宜変更可能である。方向Ｄ１に沿って見たホール２７の形状は、正方形に限られず、例えば、長方形等の他の四角形、六角形等の他の多角形、又は円形状等であってもよく、適宜変更可能である。
　本実施形態に係る核医学撮像装置において、シンチレータブロックに形成されるホールの数は、１つであってもよいし、複数であってもよい。図７は、複数のホール２７が形成された例示的なシンチレータブロック３５を示している。シンチレータブロック３５は、前述したシンチレータブロック１３又はシンチレータブロック２５から置換することも可能である。
　図７及び図８に示される例において、核医学撮像装置は、検出器ユニット１０，２２と同様の検出器ユニット３０を備える。検出器ユニット３０はコリメータ検出器３１、γ線検出部１２及び遮蔽壁１６を備える。前述したシンチレータブロック３５はコリメータ検出器３１に設けられている。シンチレータブロック３５は、例えば、コリメータ検出器３１及びγ線検出部１２が並ぶ方向Ｄ１に直交する方向Ｄ２に延在する面３５ｂに沿って配置された複数のホール２７を有する。
　シンチレータブロック３５が複数のホール２７を有することにより、例えば、患者Ｍの体軸方向のＳＰＥＣＴ撮像の視野拡大が可能となる。一例として、シンチレータブロック３５において、複数のホール２７は分散して配置されている。「分散して配置」されることは、格子状に配置されている状態、千鳥状に配置されている状態、及び同心円状に配置されている状態を含んでいる。
　一例として、図７では、複数のホール２７が格子状に配置されている状態を示している。但し、複数のホール２７の配置態様（配置位置）は適宜変更可能である。シンチレータブロック３５のホール２７の数は、一例として、１２（３×４）であるが、適宜変更可能である。
　図９は、変形例に係るシンチレータブロック４５を示す図である。シンチレータブロック４５は、前述したシンチレータブロック１３，２５，３５から置換することも可能である。シンチレータブロック４５はγ線Ｌ１が通過するホール４７を有する。シンチレータブロック４５は、当該シンチレータブロック４５を貫通する貫通孔４５ｂの壁部に取り付けられた後付部４８と、貫通孔４５ｂにおける開口端の周縁部に取り付けられた後付部４９と、を有する。後付部４８，４９は、例えば、後付けコリメータであり、鉛又はタングステンによって構成されている。例えば、貫通孔４５ｂは、図９に示すように、段付きの貫通孔であり、後付部４９が取り付けられている前記壁部は、実質的には貫通孔４５ｂの内壁部（内壁面）である。
　後付部４８は、例えば、第１後付部４８ｂと第２後付部４８ｃとを含んでいる。第１後付部４８ｂは、方向Ｄ１に沿って見た１層目のシンチレータブロック４５の貫通孔４５ｂの壁部に取り付けられている。第２後付部４８ｃは、方向Ｄ１に沿って見たｎ層目のシンチレータブロック４５の貫通孔４５ｂの壁部に取り付けられている。第１後付部４８ｂは、例えば、貫通孔４５ｂに面接触する外側面４８ｄと、γ線Ｌ１が通過する孔４８ｋを画成する内側面４８ｆとを有する。後付部４９は、シンチレータブロック４５の撮像対象Ｔ（撮像空間Ｋ）との反対側に設けられており、γ線Ｌ１が通過する孔４９ｂを有する。
　第１後付部４８ｂの内側面４８ｆは、撮像空間Ｋ側に位置する第１傾斜面４８ｇと、撮像空間Ｋとの反対側に位置する第２傾斜面４８ｈと、第１傾斜面４８ｇ及び第２傾斜面４８ｈの間において方向Ｄ１に延びる頂面４８ｊとを含む。方向Ｄ２に沿って切断した孔４８ｋの開口面積は、第１傾斜面４８ｇ及び第２傾斜面４８ｈのそれぞれから頂面４８ｊに向かうに従って徐々に小さくなる。すなわち、方向Ｄ２に沿って切断した孔４８ｋの開口面積は、頂面４８ｊにおいて最も小さい。
　第２後付部４８ｃは、例えば、方向Ｄ１に沿って見たｎ層目のシンチレータブロック４５の貫通孔４５ｂに面接触する外側面４８ｍと、γ線Ｌ１が通過する孔４８ｑを画成する内側面４８ｐとを有する。内側面４８ｐは、方向Ｄ１に沿って見た１層目のシンチレータブロック４５から離れる（γ線検出部に向かう）に従って孔４８ｑが拡大する方向に傾斜する傾斜面とされている。よって、方向Ｄ２に沿って切断した孔４８ｑの開口面積は、方向Ｄ１に沿って見た１層目のシンチレータブロック４５から離れるに従って広くなっている。つまり、図９に示すように、シンチレータブロック４５が有するγ線通過用のホール４７は、シンチレータブロック４５の貫通孔４５ｂの壁部にそれぞれ取り付けられた後付部４８における第１後付部４８ｂの第１傾斜面４８ｇ、第２傾斜面４８ｈ、及び頂面（非傾斜面で構成された内壁面）４８ｊと、第２後付部４８ｃの内側面（傾斜面）４８ｐと、後付部４９の孔４９ｂの内壁面（非傾斜面）と、で包囲される空間によって構成されている。換言すれば、後付部４８を構成している第１後付部４８ｂの第１傾斜面４８ｇ、第２傾斜面４８ｈ、及び第２後付部４８ｃの内側面（傾斜面）４８ｐは、ホール４７の内壁面の少なくとも一部を構成している。
　後付部４８は、例えば、第１後付部４８ｂの第２傾斜面４８ｈと第２後付部４８ｃの内側面４８ｐとが連続するようにシンチレータブロック４５の貫通孔４５ｂに取り付けられる。後付部４８は、方向Ｄ１に沿って見たｎ層目のシンチレータブロック４５の内側面４８ｐと、方向Ｄ１に沿って見たｎ＋１層目のシンチレータブロック４５の内側面４８ｐとが連続するように貫通孔４５ｂに取り付けられてもよい。以上のように、シンチレータブロック４５に後付部４８，４９が取り付けられることにより、γ線が通過するホールの開口面積の調整、及びγ線の遮蔽能力の向上が可能となる。
　以下では、図１０Ａ～図１４を参照しながらコリメータ検出器の種々の変形例を順を追って説明する。図１０Ａ及び図１０Ｂに示されるように、コリメータ検出器は、モノリシック型のシンチレータブロック５１と光検出器５２（受光素子）とを備えていてもよい。
　シンチレータブロック５１は、前述したホール１５，２７，４７と同様のホール５３を有する。ホール５３は、例えば、光検出器５２に向かうに従って徐々に縮小するテーパ面５３ｂによって画成される。ホール５３の数は、図１０Ａに示されるように１つであってもよいし、図１０Ｂに示されるように複数であってもよい。
　図１１Ａ及び図１１Ｂに示されるように、コリメータ検出器は、積層型のシンチレータブロック５６と光検出器５７とを備え、シンチレータブロック５６は視野角傾斜型のホール５８を有してもよい。ホール５８は、例えば、コリメータ検出器及びγ線検出部が並ぶ方向Ｄ１に対して傾斜する方向に延びている。このホール５８の数は、図１１Ａに示されるように１つであってもよいし、図１１Ｂに示されるように複数であってもよい。
　図１２Ａ及び図１２Ｂに示されるように、コリメータ検出器は、シンチレータブロック６１と光検出器６２と遮蔽材６３とを備えてもよい。シンチレータブロック６１、光検出器６２及び遮蔽材６３は、この順で撮像空間Ｋからγ線検出部に向かう方向に沿って並んでいる。例えば、シンチレータブロック６１、光検出器６２及び遮蔽材６３は互いに接触している。遮蔽材６３は、例えば、鉛又はタングステンによって構成されている。
　シンチレータブロック６１はγ線Ｌ１が通過するホール６４を有する。遮蔽材６３はγ線Ｌ１が通過するホール６５を有する。シンチレータブロック６１、光検出器６２及び遮蔽材６３を備えるコリメータ検出器において、シンチレータブロック６１は、図１２Ａに示されるような積層型であってもよいし、図１２Ｂに示されるようなモノリシック型であってもよい。
　図１３Ａに示されるように、コリメータ検出器は、一層検出器積層型であってもよい。すなわち、コリメータ検出器は、シンチレータブロック６６及び光検出器６７を含む複数の組Ｃ１を備えていてもよい。複数の組Ｃ１のそれぞれにおいてシンチレータブロック６６はγ線Ｌ１が通過するホール６８を有する。一例として、方向Ｄ１から見たｎ－１層目の組Ｃ１のホール６８は、方向Ｄ１から見たｎ層目の組Ｃ１のホール６８よりも大きい。
　図１３Ｂに示されるように、コリメータ検出器は、方向Ｄ１に沿って積層された複数のホール７３付きのシンチレータブロック７１と、複数のシンチレータブロック７１を方向Ｄ１から挟み込む一対の光検出器７２とを備えていてもよい。すなわち、シンチレータブロック７１の方向Ｄ１の両面に光検出器７２が配置された両面読み出しのコリメータ検出器であってもよい。図１３Ｃに示されるように、コリメータ検出器は、方向Ｄ１に沿って積層された複数のシンチレータブロック７１と、複数のシンチレータブロック７１を方向Ｄ１に直交する方向Ｄ２から挟み込む一対の光検出器７４を備えていてもよい。
　図１４に示されるように、コリメータ検出器は、積層された複数のホール７８付きのシンチレータブロック７６と光検出器７７と遮蔽材７９を含む複数の組Ｃ２と、複数の組Ｃ２の間に形成された隙間Ｘとを有する検出器であってもよい。すなわち、コリメータ検出器は、シンチレータブロック７６、光検出器７７及び遮蔽材７９を含む組Ｃ２の間に隙間Ｘが形成された検出器間隙コリメータ方式であってもよい。
　次に、変形例に係る核医学撮像装置８１について図１５を参照しながら説明する。図１５に示されるように、核医学撮像装置８１は、ＰＥＴ装置８２と、前述した複数のコリメータ検出器２３とを備える。核医学撮像装置８１は、例えば、心臓Ｙを含む撮像対象Ｔを撮像するために用いられる。ＰＥＴ装置８２は、例えば、他（既存、又は従来型）のＰＥＴ装置である。複数のコリメータ検出器２３がＰＥＴ装置８２に組み込まれている。
　複数のコリメータ検出器２３は、環状とされたＰＥＴ装置８２の内側において、撮像空間Ｋを囲むように半楕円状に配置され、前述と同様、γ線Ｌ１を透過するホール２７付きのシンチレータブロック２５を有する。撮像空間Ｋを挟んで互いに対向するコリメータ検出器２３及びＰＥＴ装置８２のそれぞれにおいて消滅放射線Ｌ２が同時検出される。従って、他のＰＥＴ装置８２にコリメータ検出器２３が取り付けられた核医学撮像装置８１では、ＰＥＴ核種Ｐ及びＳＰＥＣＴ核種Ｓの両方を同時計測可能であり、ＰＥＴ撮像及びＳＰＥＣＴ撮像の双方の高感度化を実現する。
　図１６は、別の変形例に係る核医学撮像装置８６を示している。核医学撮像装置８６は、放射線源Ｒを挟む一対のコリメータ検出器２３と、一対のコリメータ検出器２３を挟む一対のγ線検出部２４とを備える。放射線源Ｒには粒子線治療ビームＢが照射される。放射線源Ｒに粒子線治療ビームＢが照射されると、γ線Ｌ３が放射線源Ｒから放出される。γ線Ｌ３は、サブＭｅＶ～数ＭｅＶのエネルギーを有しており、コリメータ検出器２３を透過すると共にγ線検出部２４によって検出される。
　核医学撮像装置８６では、前述と同様、ＳＰＥＣＴ核種Ｓにおいて標識された化合物から放出された低エネルギーのγ線Ｌ１の検出による画像化、及びＰＥＴ核種Ｐにおいて標識された化合物から放出された５１１ｋｅＶの消滅放射線Ｌ２の同時検出による可視化と共に、サブＭｅＶ～数ＭｅＶのγ線Ｌ３の検出による可視化を行うことができる。
　従って、核医学撮像装置８６では、粒子線治療ビームＢによるモニタリングを行うことが可能となる。すなわち、粒子線治療のビームモニタリングによって、陽電子放出核種分布、制動放射線の分布、及び即発γ線の分布のそれぞれをＰＥＴ、ＳＰＥＣＴ及びコンプトンカメラの原理を用いて取得することができる。
　図１７は、更に別の変形例に係る核医学撮像装置９１を示している。核医学撮像装置９１は、撮像対象Ｔを挟む一対のコリメータ検出器２３と、コリメータ検出器２３を挟む一対のγ線検出部２４と、撮像対象ＴにＸ線Ｌ４を照射するＸ線管９２と、これを投影するＸ線検出器９３とを備える。核医学撮像装置９１において、撮像対象Ｔは、例えば、ラット、ウサギ又はサル等、大きめの動物であり、核医学撮像装置９１は動物用である。
　核医学撮像装置９１は、ＰＥＴ撮像と同時にＸ線ＣＴ撮像及び蛍光Ｘ線撮像を同時に行うことが可能である。撮像対象Ｔに蛍光Ｘ線ＣＴのトレーサとして数十～９０ｋｅＶの蛍光Ｘ線を放出する金粒子又はヨウ素を投与した上で、Ｘ線Ｌ４の照射によって撮像対象ＴのＸ線ＣＴ撮像が行われる。そして、Ｘ線Ｌ４により励起されたトレーサから、脱励起によって放出されコリメータ検出器２３のホール２７を透過した蛍光Ｘ線Ｌ５をγ線検出部２４により計測し、ＳＰＥＣＴ撮像と同様の原理で蛍光Ｘ線ＣＴの撮像を行う。この核医学撮像装置９１でも、核医学撮像装置８６等と同様、ＳＰＥＣＴ撮像及びＰＥＴ撮像の両方を同時に行うことが可能である。
　次に、本実施形態に係る核医学撮像装置の作用効果について詳細に説明する。図１及び図２に示されるように、核医学撮像装置１では、コリメータ検出器１１がシンチレータ結晶素子１３ｂからなるシンチレータブロック１３を有し、シンチレータブロック１３は撮像対象Ｔから出射したγ線Ｌ１が通過するホール１５を有する。シンチレータブロック１３のホール１５を通過したγ線Ｌ１は、γ線検出部１２によって検出される。
　コリメータ検出器１１ではＰＥＴ計測を行う。コリメータ検出器１１のシンチレータブロック１３のホール１５を通過したγ線Ｌ１をγ線検出部１２で検出することにより、γ線Ｌ１の到来方向が決定されるので、ＳＰＥＣＴ計測を行うことができる。従って、ＰＥＴ核種Ｐの計測と、ＳＰＥＣＴ核種Ｓの計測とを同時に行うことができる。
　その結果、核医学撮像装置１ではＰＥＴ計測及びＳＰＥＣＴ計測を同時に行うことができるので、患者Ｍ及び臨床現場の負担を軽減させることができる。核医学撮像装置１では、ＰＥＴ計測を行うことができるコリメータ検出器１１自体をＳＰＥＣＴ核種計測のためのコリメータとして機能させる。これにより、従来の方法では必須であったＰＥＴの感度の低下を招くＳＰＥＣＴ計測用のコリメータを、ＰＥＴ計測を行う検出器の前方に追加で配置する必要がない。従って、ＰＥＴの感度の低下を抑制することができる。以上の効果は、核医学撮像装置１だけでなく、核医学撮像装置２１等、前述した本実施形態の核医学撮像装置の全てから得られる。
　本実施形態に係る核医学撮像装置において、コリメータ検出器１１は、複数のシンチレータブロック１３が配列されたＤＯＩ（Depth Of Interaction）検出器であってもよい。この場合、γ線の検出位置をシンチレータブロック１３の深さ方向（方向Ｄ１）を含めて３次元で特定することができる。
　本実施形態に係る核医学撮像装置において、図７に例示されるように、シンチレータブロック３５は、複数のホール２７を有してもよい。この場合、シンチレータブロック３５が複数のホール２７を有することにより、γ線検出部１２が検出するγ線Ｌ１が増えるので、ＳＰＥＣＴの感度向上や視野の拡大が可能となる。
　本実施形態に係る核医学撮像装置において、図１及び図２に例示されるように、検出器ユニット１０は、撮像対象Ｔから離れるに従って台形状に広がっていてもよい。この場合、例えば複数の検出器ユニット１０を環状に配置した場合において、複数の検出器ユニット１０のそれぞれが撮像対象Ｔから離れるに従って台形状に広がる。これにより、ＰＥＴ感度を最大化し、ＳＰＥＣＴ撮像の視野を広くすることができる。
　図１８及び図１９に示されるように、検出器ユニット１１０のシンチレータブロック１１３が台形状であることにより、ＰＥＴの感度を更に高めることができる。更に、シンチレータ結晶素子１１３ｂを含むシンチレータブロック１１３が台形状に配置される場合、コリメータ検出器１１１の素子を多く配置することができ、ＰＥＴに対する高感度化も可能となる。すなわち、シンチレータブロック１１３が台形状に配置される場合、ＰＥＴ計測可能な検出器の素子数を、シンチレータブロックが直方体状に配置される場合と比較して増やすことができる。
　図１５に例示されるように、本実施形態に係る核医学撮像装置において、コリメータ検出器２３は、他のシングル測定が可能なＰＥＴ装置８２に取り付け可能とされていてもよい。この場合、コリメータ検出器２３を既存のＰＥＴ装置８２に取り付けることができるので、既存のＰＥＴ装置８２においてＰＥＴとＳＰＥＣＴの同時計測を行うことができる。
　図９に例示されるように、本実施形態に係る核医学撮像装置において、ホール４７を有するシンチレータブロック４５は、シンチレータブロック４５を貫通する貫通孔４５ｂに面して取り付けられる後付部４８を有してもよい。後付部４８は、シンチレータブロック４５の厚さ方向（方向Ｄ１）に対して傾斜する傾斜面（例えば、第１傾斜面４８ｇ、第２傾斜面４８ｈ及び内側面４８ｐ）を有してもよい。この場合、ホール４７が後付部４８を有することにより、シンチレータブロック４５におけるγ線Ｌ１が通過する部分の形状及び大きさを調整することができ、γ線の遮蔽能力を向上させることも可能となる。
　図１に例示されるように、核医学撮像装置１は、撮像対象Ｔの画像を処理する画像処理部１００を備えてもよい。この場合、画像処理部１００がＰＥＴ撮像による画像とＳＰＥＣＴ撮像による画像とを共に処理することにより、高精度なＰＥＴ画像及びＳＰＥＣＴ画像を同時に取得することができる。
　以上、本実施形態では、種々の例の核医学撮像装置及びコリメータ検出器等について説明した。本開示において、前述した例示的な各核医学撮像装置及び各コリメータ検出器は適宜組み合わせることが可能である。本開示に係る核医学撮像装置は、前述した実施形態の各例に限定されることなく、各請求項に記載した要旨を変更しない範囲において適宜変更することが可能である。すなわち、核医学撮像装置の各部の形状、大きさ、数、材料及び配置態様は、前述した各例に限られず適宜変更可能である。
　例えば、図１５に例示される核医学撮像装置８１では、他のＰＥＴ装置８２に取り付け可能なコリメータ検出器２３について説明した。しかしながら、本開示に係る核医学撮像装置は、他のＳＰＥＣＴ装置に取り付け可能なコリメータ検出器を備えていてもよい。このように、コリメータ検出器が取り付けられる核医学撮像装置の種類は適宜変更可能である。
　前述した実施形態では、図９に例示されるように、第１傾斜面４８ｇ、第２傾斜面４８ｈ及び内側面４８ｐを有する孔４８ｋ，４８ｑを備えた後付部４８について説明した。しかしながら、後付部に形成された孔の形状、大きさ、数及び配置態様は適宜変更可能である。
　前述した実施形態では、図１に示されるように、複数の検出器ユニット１０が撮像対象Ｔを囲むように環状に配置される例について説明した。しかしながら、複数の検出器ユニットは、例えば、撮像対象物の一部を囲むように配置されてもよく、環状以外の配置とされていてもよい。
１，２１，８１，８６，９１…核医学撮像装置、１０，２２，３０…検出器ユニット、１１，２３，３１…コリメータ検出器、１２，２４…γ線検出部、１３，２５，３５，４５，５１，５６，６１，６６，７１，７６…シンチレータブロック、１３ｂ…シンチレータ結晶素子、１４，２６，５２，５７，６２，６７，７２，７４，７７…光検出器、１５，２７，４７，５３，５８，６４，６５，６８，７３…ホール、１６…遮蔽壁、３５ｂ…面、４５ｂ…貫通孔、４８…後付部、４８ｂ…第１後付部、４８ｃ…第２後付部、４８ｄ…外側面、４８ｆ…内側面、４８ｇ…第１傾斜面、４８ｈ…第２傾斜面、４８ｊ…頂面、４８ｋ…孔、４８ｍ…外側面、４８ｐ…内側面、４８ｑ…孔、５３ｂ…テーパ面、６３，７９…遮蔽材、８２…ＰＥＴ装置、９２…Ｘ線管、９３…Ｘ線検出器、１００…画像処理部、Ｂ…粒子線治療ビーム、Ｃ１，Ｃ２…組、Ｄ１，Ｄ２…方向、Ｋ…撮像空間、Ｌ１…γ線、Ｌ２…消滅放射線、Ｌ３…γ線、Ｌ４…Ｘ線、Ｍ…患者、Ｐ…ＰＥＴ核種、Ｒ…放射線源、Ｓ…ＳＰＥＣＴ核種、Ｔ…撮像対象（撮像対象物）、Ｘ…隙間、Ｙ…心臓。

Claims (7)

  1. 　撮像対象物を囲む位置に配置される複数のコリメータ検出器と、前記撮像対象物との間で前記複数のコリメータ検出器をそれぞれ挟んで対向する位置に配置される複数のγ線検出部と、を有する複数の検出器ユニットを備え、
    　複数の前記検出器ユニットは、前記撮像対象物を挟んで対向する位置に配置される一対の前記検出器ユニットを少なくとも含み、
    　前記コリメータ検出器は、シンチレータ結晶素子からなるシンチレータブロックと、前記シンチレータブロックに取り付けられた光検出器と、を有し、
    　前記シンチレータブロックは、前記撮像対象物から出射したγ線が通過するホールを有し、
    　前記γ線検出部は、前記ホールを通過した前記γ線を検出する、
    核医学撮像装置。
  2. 　前記コリメータ検出器は、複数層の前記シンチレータブロックが配列されたＤＯＩ（Depth Of Interaction）検出器である、
    請求項１に記載の核医学撮像装置。
  3. 　前記シンチレータブロックは、複数の前記ホールを有する、
    請求項１又は２に記載の核医学撮像装置。
  4. 　前記検出器ユニットは、前記撮像対象物から離れるに従って広がる台形状とされている、
    請求項１～３のいずれか一項に記載の核医学撮像装置。
  5. 　前記コリメータ検出器は、他の核医学撮像装置に取り付け可能とされている、
    請求項１～４のいずれか一項に記載の核医学撮像装置。
  6. 　前記シンチレータブロックを貫通する貫通孔の壁部に取り付けられた後付部を有し、
    　前記後付部は、前記シンチレータブロックの厚さ方向に対して傾斜する傾斜面を有し、
    　前記傾斜面は、前記ホールの内壁面の少なくとも一部を構成する、
    請求項１～５のいずれか一項に記載の核医学撮像装置。
  7. 　前記光検出器は、前記ホールの径方向に沿ってシート状に広がった形状を有する、
    請求項１～６のいずれか一項に記載の核医学撮像装置。
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