(57)【要約】【課題】同時計数判定のみを基にガンマ線の方向を推定する装置を用いた陽電子断層撮影では、原理的に角度揺動に起因する画質劣化を防ぐことができなかった。加えて、効率的に同時偶発事象や被検者体内散乱事象の影響を除去できず、偽信号が発生し、画質および画像の定量性が悪かった。【解決手段】前段検出器１０１（１０１′）と後段検出器１０２（１０２′）からなる検出ヘッドを対向配置させた装置構成により、ガンマ線データに対して、同時計数判定とコンプトン散乱の運動学に基づく判定の両方を課すことができる。これによって、ガンマ線の発生箇所を３次元的に推定することができるようになる。偽信号の影響を低減することができることから、画像の解像度および画像の定量性が向上する。【選択図】図３
2008232641.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
コンプトン散乱の運動学を用いて被検者から放出された光子の発生箇所を算出し、この算出した情報に応じて異なる画像再構成を行う
ことを特徴とする核医学診断装置。
【請求項２】
被検者を間に位置づけて配置した少なくとも２つの検出手段と、該各検出手段からの情報を処理する信号処理手段と、画像を再構成するための画像再構成手段と、を備えて構成されるとともに、
前記各検出手段は、前記被検者から放出される光子を反応させ、少なくとも一回目の反応点における位置情報、及び前記反応によって生じる荷電粒子の運動量の情報をそれぞれ検出する前段検出器と、前記反応によって散乱した光子に関する情報を検出する後段検出器とを順次配置して構成され、
前記信号処理手段は、前記各検出手段においての同時計測であるか否かにより情報の分類を行うとともに、コンプトン散乱の運動学に基づく算出により情報の分類を行うように構成され、更に、
前記画像再構成手段は、前記信号処理手段において分類された情報に応じて異なる画像再構成を行うように構成される
ことを特徴とする核医学診断装置。
【請求項３】
請求項２に記載の核医学診断装置において、
前記コンプトン散乱の運動学に基づく算出によっての情報の分類は、交差角を分類判定基準に含む
ことを特徴とする核医学診断装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、核医学診断装置に関し、詳しくは、ガンマ線を検出してガンマ線の発生場所を特定し、ガンマ線源の空間分布を画像化する装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
被検者に投与された放射性標識薬剤から発生するガンマ線を検出して放射性同位元素の空間分布画像を取得するイメージング機器が、病院等の臨床分野の画像診断に利用されている。
【０００３】
代表的な装置としては、陽電子断層撮影法（Positron Emission Tomography：ＰＥＴ）を行うＰＥＴ装置がある。ＰＥＴ装置は、被検者に投与された陽電子放出型の放射性標識薬剤の集積箇所から、体外に放射される１対のエネルギー５１１ｋｅＶの消滅ガンマ線を、対向配置したガンマ線検出器で検出し、同時計数判定を実施するような構成になっている。具体的には、同時計数したと見なされた１対の消滅ガンマ線の計測情報に基づき、消滅ガンマ線の発生箇所を、同時計数した検出器を繋ぐ線上に推定するようになっている。ＰＥＴ装置は、このようにして得られたガンマ線の方向情報をもとに画像再構成を行い、そして、放射性同位元素の体内分布画像を取得するような装置になっている。
【特許文献１】特開２００６−１８９２７４号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
同時計数判定のみを基にガンマ線の方向を推定する装置を用いた陽電子断層撮影では、原理的に角度揺動に起因する画質劣化を防ぐことができないという問題点を有している。また、この問題点に加えて、効率的に同時偶発事象や被検者体内散乱事象の影響を除去することができず、偽信号が発生して画質および画像の定量性が悪くなるという問題点を有している。
【０００５】
尚、上記の角度揺動に起因する画質劣化に関して以下、補足説明をする。放射性標識薬剤から放出された陽電子と、被検者体内の電子とが反応し、１対の消滅ガンマ線が発生する。一般的に、放射性同位元素から放出される陽電子は運動量を持っている（つまり、静止していない）。陽電子と電子の重心系（陽電子と電子の運動量ベクトルの総和がゼロの系）において、１対の消滅ガンマ線が１８０度対向に発生するのであって、陽電子が運動量を持っている場合、実験室系では１対の消滅ガンマ線は１８０度対向に発生しない。この１８０度からのズレが角度揺動である。従来のＰＥＴ装置では、陽電子はその初期運動量を体内での電離作用によりすべて損失した後に（静止した後に）、体内の電子と対消滅反応を起こすと仮定し、角度揺動を陽電子の体内飛程（薬剤集積箇所からの移動距離）に換算する。この換算された陽電子の体内飛程が、従来のＰＥＴ装置におけるＰＥＴ画像の解像度の原理的な限界であり、画質劣化の一因となる。
【０００６】
加えて、従来の同時計数判定のみを用いたＰＥＴ装置では、対をなさない消滅ガンマ線が偶発的に同時計数される事象（偶発同時事象）や、消滅ガンマ線が被検者の体内で散乱して、消滅ガンマ線の本来の方向が変わってしまう事象（被検者体内散乱事象）の影響を効率的に除去することができない。これらの事象は偽信号となり、画像の画質および定量性を悪化させる要因となる。
【０００７】
本発明の目的は、上述した事情に鑑みてなされたもので、従来のＰＥＴ装置の計測法の原理的限界を克服し、高精細かつ高い定量性を有するＰＥＴ画像を得ることのできる核医学診断装置を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
上記課題を解決するためになされた請求項１記載の本発明の核医学診断装置は、コンプトン散乱の運動学を用いて被検者から放出された光子の発生箇所を算出し、この算出した情報に応じて異なる画像再構成を行うことを特徴としている。
【０００９】
また、上記課題を解決するためになされた請求項２記載の本発明の核医学診断装置は、被検者を間に位置づけて配置した少なくとも２つの検出手段と、該各検出手段からの情報を処理する信号処理手段と、画像を再構成するための画像再構成手段と、を備えて構成されるとともに、前記各検出手段は、前記被検者から放出される光子を反応させ、少なくとも一回目の反応点における位置情報、及び前記反応によって生じる荷電粒子の運動量の情報をそれぞれ検出する前段検出器と、前記反応によって散乱した光子に関する情報を検出する後段検出器とを順次配置して構成され、前記信号処理手段は、前記各検出手段においての同時計測であるか否かにより情報の分類を行うとともに、コンプトン散乱の運動学に基づく算出により情報の分類を行うように構成され、更に、前記画像再構成手段は、前記信号処理手段において分類された情報に応じて異なる画像再構成を行うように構成されることを特徴としている。
【００１０】
請求項３記載の本発明の核医学診断装置は、請求項２に記載の核医学診断装置において、前記コンプトン散乱の運動学に基づく算出によっての情報の分類は、交差角を分類判定基準に含むことを特徴としている。
【００１１】
本発明によれば、コンプトン散乱の運動学により入射ガンマ線の方向を一意に決定する装置（コンプトンカメラと呼ぶ）を基本的に構成に含む。コンプトンカメラは、被検者に投与された放射性標識薬剤の集積箇所から体外に放射される任意のガンマ線（光子）を、前段検出器でコンプトン散乱させ、後段検出器でコンプトン散乱したガンマ線を検出するとともに、前段検出器でガンマ線により反跳された電子を検出する。散乱ガンマ線と反跳電子の運動学的情報を基に、ガンマ線の検出器に対する入射方向を算出し、ガンマ線の発生箇所を算出した方向の線上に推定する。また、本発明では、１対の消滅ガンマ線を同時計測することで、ガンマ線の発生箇所を算出した２つの方向の線により交差する点に推定する。本発明は、これらの推定した情報に応じて異なる画像再構成を行う。
【００１２】
初期運動量の比較的大きな陽電子について考える場合、陽電子の体内での対消滅反応の割合が電離反応の割合に比べて、無視できるほど小さくはない（つまり、陽電子が静止する前に対消滅反応が生じる場合がある）が、このような場合、本発明ではコンプトンカメラにより１対の消滅ガンマ線を同時計測すれば、陽電子の角度揺動の影響を陽電子の体内飛程にすべて換算する必要はない。つまり、角度揺動のすべてが画質を劣化させる原因にならないことになる。また、本発明では、単ガンマ線の情報のみでガンマ線の発生箇所を推定することもできるため、偶発同時事象が画質劣化や定量性低下の原因にならないことになる。
【００１３】
本発明のように、コンプトンカメラの構成により１対の消滅ガンマ線を同時計測すれば、角度揺動の影響を低減することができ、結果、画質劣化を防ぐことができる。また、１対の消滅ガンマ線の方向が１８０度からずれた場合、本発明では３次元空間上の一点にガンマ線の発生箇所を推定でき、結果、画像の定量性を向上させることができる。
【００１４】
本発明によれば、１対の消滅ガンマ線の方向が１８０度からずれてない場合においても、同時計数判定とコンプトン散乱の運動学に基づく判定を課す（後に発明を実施するための最良の形態の欄で詳細に説明する）ことで、偶発同時事象と被検者体内散乱事象を効率的に除去することができ、偽信号を軽減できるため、結果、画質および画像の定量性を向上させることができる。本発明によれば、偽信号を軽減して真信号を生成することができるので、撮影時間を短縮することができる。同様に、被検者への薬剤投与量を低減できるので、被検者の被爆を低減することもできる。
【発明の効果】
【００１５】
本発明によれば、従来ＰＥＴ装置の計測法の原理的限界を克服し、高精細かつ高い定量性を有するＰＥＴ画像が得られる核医学診断装置を提供することができるという効果を奏する。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１６】
以下、図面を参照しながら本発明について説明する。ここでは、本発明を核医学診断装置に応用した場合、つまり、放射性同位元素で標識された薬剤が被検者に投与され、被検者から放出されるガンマ線の情報を基に薬剤の体内分布を画像化する場合の例を示して説明する。特に、放射性標識薬剤として陽電子放出型の放射性同位元素が使用され、これにより消滅ガンマ線を検出する場合の例について説明する。
【００１７】
＜第１実施形態＞
図１は本発明の核医学診断装置の装置構成を被検者を含めた状態で示す構成図である。図１において、引用符号１５０は放射性薬剤が投与され、図示しない診察台に横臥する被検者を示す。また、引用符号１００、１００′は検出器ヘッド（検出手段）を示す。検出器ヘッド１００、１００′は、主な構成として前段検出器１０１、１０１′と、後段検出器１０２、１０２′とを備える。検出器ヘッド１００、１００′は、被検者１５０の周囲に対向配置される。
【００１８】
本発明の核医学診断装置は、検出器ヘッド１００、１００′の他に、この各検出器ヘッド１００、１００′からの信号を収集して処理する信号処理装置（信号処理手段）１１０と、処理した信号から画像を再構成する画像再構成装置（画像再構成手段）１２０と、再構成した画像を表示する画像表示装置１３０とを備える。信号処理装置１１０、画像再構成装置１２０、及び画像表示装置１３０は、ＣＰＵやメモリ等を備えておりマイクロコンピュータの機能を有する。すなわち、制御や演算の機能を有する。
【００１９】
検出器ヘッド１００、１００′は、図示の如く少なくとも２台あればよい。検出器ヘッド１００、１００′の配置は、検出器ヘッド１００、１００′と被検者１５０との間の立体角が大きいほど望ましい。図示しない診察台には、駆動機構があってもよい。前段検出器１０１、１０１′は、各検出器ヘッド１００、１００′に少なくとも１台あればよいが、複数台あってもよい。前段検出器１０１、１０１′は、気体検出器でもよいし、液体検出器でもよいし、固体検出器でもよい。また、これらの組み合わせであってもよい。後段検出器１０２、１０２′は、各検出器ヘッド１００、１００′に少なくとも１台あればよいが、複数台あってもよい。後段検出器１０２、１０２′は、前段検出器１０１、１０１′と同様に、気体検出器でもよいし、液体検出器でもよいし、固体検出器でもよい。また、これらの組み合わせであってもよい。
【００２０】
各検出器ヘッド１００、１００′は、コンプトンカメラ（アドバンスド・コンプトンカメラ法に基づく装置）を構成する一装置であり、前段検出器１０１、１０１′は、被検者１５０に投与された放射性標識薬剤の集積箇所から体外に放射される任意のガンマ線をコンプトン散乱させるとともに、ガンマ線により反跳された電子を検出する装置であり、後段検出器１０２、１０２′は、前段検出器１０１、１０１′でコンプトン散乱したガンマ線を検出する装置である。
【００２１】
このような構成の各検出器ヘッド１００、１００′を備え、信号処理装置１１０及び画像再構成装置１２０では次のようなデータ処理を行う。図２は図１の信号処理装置１１０及び画像再構成装置１２０にて行うデータ処理の説明に係るブロック図である。尚、必要に応じて図１も参照する。
【００２２】
図２において、引用符号２００は各検出器ヘッド１００、１００′から得られたガンマ線のデータ、引用符号３００はガンマ線のデータ２００から対向配置された各検出器ヘッド１００、１００′に同時にガンマ線が入射したか否かを判定する同時判定手段（方法および装置）、引用符号４００はコンプトン散乱の運動学に基づいて、各ガンマ線のエネルギー、および２個のガンマ線が交わっていることを保証し、それらのガンマ線がなす角（交差角）を算出し、それらのエネルギーおよび交差角が設定範囲内であるか否かを判定する運動学判定手段（方法および装置）をそれぞれ示す。
【００２３】
また、引用符号５００は同時計数され、エネルギーおよび交差角が設定範囲内の１対のガンマ線を用いて、コンプトン散乱の運動学からガンマ線の発生箇所を、１事象で３次元空間のある点に推定し、画像再構成を行う二光子コンプトンカメラ画像再構成装置、引用符号６００は同時計数されなかったガンマ線、およびエネルギーと交差角とが設定範囲外であったガンマ線を用いて、コンプトン散乱の運動学からガンマ線の発生箇所を、１事象で３次元空間のある線上に推定し、画像再構成を行う単光子コンプトンカメラ画像再構成装置をそれぞれ示す。尚、上記の「単光子」、「二光子」とは「１つの光子」に基づく、「２つの光子」に基づく、の意味合いからつけたコンプトンカメラ画像再構成における名称である。
【００２４】
さらに、引用符号７００は二光子コンプトンカメラ画像再構成装置５００または単光子コンプトンカメラ画像再構成装置６００により得られた画像を示す。画像７００は画像表示装置１３０の画面上に表示される。
【００２５】
図２から分かるように、事象選別を行い、二光子コンプトンカメラ画像再構成装置５００または単光子コンプトンカメラ画像再構成装置６００での画像再構成が行われる。言い換えれば、事象選別に応じて異なる画像再構成が行われる。
【００２６】
以上のような構成により、角度揺動の影響を低減し、偶発同時事象および体内散乱事象を効率的に除去でき、偽信号の影響を軽減でき、高精細で定量性の良い、良好な画像が得られる装置になる。この点について具体的に以下で説明する。
【００２７】
先ずはじめに、図２に示すように事象選別を行い、二光子コンプトンカメラ画像再構成装置５００を用いて画像再構成を実施することにより画像の定量性が向上する理由について説明する。図３は画像の定量性が向上する理由についての説明図である。尚、必要に応じて図１や図２も参照する。
【００２８】
図３において、被検者１５０に投与された放射性標識薬剤から比較的大きな初期運動量を持った陽電子２００２が放出され、直後に、被検者１５０体内の電子２００３と対消滅反応を起こすと、１対の消滅ガンマ線２００４および２００４′が生じる。消滅ガンマ線２００４（２００４′）は、前段検出器１０１（１０１′）に入射してコンプトン散乱する。コンプトン散乱により生じた散乱ガンマ線２００５（２００５′）は、後段検出器１０２（１０２′）において検出される。コンプトン散乱で反跳された反跳電子２００６（２００６′）は、前段検出器１０１（１０１′）において検出される。
【００２９】
このような場合において、同時判定手段３００のみを実施（実行）すると、言い換えれば従来の同時計数判定のみの装置であると、ガンマ線の発生箇所は、消滅ガンマ線２００４および２００４′の各前段検出器１０１および１０１′への入射点を結ぶ線３００１上に一様に推定されてしまう（３００１は同時計数判定のみで推定されるガンマ線の発生箇所）。このように、従来では線３００１上にガンマ線源を推定するので、ガンマ線源が存在しない箇所にもガンマ線源があるかのように計数し、画像の定量性が悪化する。
【００３０】
しかしながら、本発明では、運動学判定手段４００により同時計数された事象にコンプトン散乱の運動学に基づく判定を課すことで、消滅ガンマ線２００４（２００４′）の前段検出器１０１（１０１′）への入射方向がコンプトン散乱の運動学より算出された推定方向４００２（４００２′）上に推定され、推定方向４００２と４００２′の交点４００１が、ガンマ線の発生箇所に推定される（４００１は同時計数判定および運動学判定により推定されるガンマ線の発生箇所）。このように、本発明では、３次元的な点にガンマ線源を局所的に推定して、ガンマ線を計数することができるので、画像の定量性が向上する。
【００３１】
図４および図５を参照しながら同時判定手段３００および運動学判定手段４００の処理について説明する。図４は図２の同時判定手段３００に係る「同時判定」のフローチャート、図５は図２の運動学判定手段４００に係る「運動学判定」のフローチャートである。
【００３２】
図４において、同時判定手段３００では、各検出器ヘッド１００、１００′が収集したガンマ線データに基づき、設定された時間内でデータ収集時刻が同期しているか否かを判断する。そして、同期している場合には、図中Ｙｅｓで示す如く「同時計数事象」として判定し、同期していない場合には、図中Ｎｏで示す如く「同時計数でない事象」として判定する。「同時計数事象」の判定は図２のＹＥＳに相当し、「同時計数でない事象」の判定は図２のＮＯに相当する。
【００３３】
図５において、運動学判定手段４００では、既に各検出器ヘッド１００、１００′がガンマ線データを収集していることから、収集したガンマ線データから、すなわち計測データからコンプトン散乱の運動学に基づきガンマ線の方向Ａ、方向Ａ′を算出してこのガンマ線の方向Ａ、方向Ａ′が空間的に重なるか否かを判断する。そして、空間的に重なっている場合には、図中Ｙｅｓで示す如く「ガンマ線の発生箇所を方向Ａ、方向Ａ′の重なった点に推定する」として判定し、空間的に重なってない場合には、図中Ｎｏで示す如く「ガンマ線の発生箇所をそれぞれの方向Ａ、方向Ａ′の線上に推定する」として判定する。「ガンマ線の発生箇所を方向Ａ、方向Ａ′の重なった点に推定する」の判定は図２のＹＥＳに相当し、「ガンマ線の発生箇所をそれぞれの方向Ａ、方向Ａ′の線上に推定する」の判定は図２のＮＯに相当する。
【００３４】
次に、図２に示すように事象選別を行い、二光子コンプトンカメラ画像再構成装置５００を用いて画像再構成を実施することにより画像の画質が向上する理由について説明する。図６は画像の画質が向上する理由についての説明図である。尚、必要に応じて図１や図２も参照する。
【００３５】
図６において、被検者１５０に投与された放射性標識薬剤から比較的大きな初期運動量を持った陽電子２００２が放出され、被検者１５０体内の電子２００３と対消滅反応を起こすと、１対の消滅ガンマ線２００４および２００４′が生じる。
【００３６】
ここで、図６の上図（ａ）は、消滅ガンマ線２００４（２００４′）を従来の同時計数判定機能のみを備えたガンマ線検出器１００１（１００１′）で検出した場合の例を示し、また、図６の下図（ｂ）は、本発明に示すような検出器ヘッド１００（１００′）で消滅ガンマ線２００４（２００４′）を検出した場合の例、すなわちコンプトンカメラを用いた場合の例を示すものとする。
【００３７】
図６の（ａ−１）および（ｂ−１）は、陽電子２００２が薬剤集積箇所２０００と同じ箇所で被検者１５０体内の電子２００３と対消滅反応を起こした場合を示す図である。また、図６の（ａ−２）および（ｂ−２）は、陽電子２００２が薬剤集積箇所２０００から距離２００１離れた箇所まで移動し、ゼロではない運動量を持って電子２００３と対消滅反応を起こした場合を示す図である。さらに、図６の（ａ−３）および（ｂ−３）は、陽電子２００２が薬剤集積箇所２０００から距離２００１′離れた箇所まで移動し、運動エネルギーを全損失した後（運動量がゼロになり）、電子２００３と対消滅反応を起こした場合を示す図である。
【００３８】
先ず、図６（ａ−１）と図６（ｂ−１）を比較する。従来に係る図６（ａ−１）では、ガンマ線の発生箇所が図示の線３００１上に推定され、推定箇所から対消滅反応が生じた箇所までの距離３００２だけ、実際の発生箇所となる薬剤集積箇所２０００からずれる。このずれは画像の解像度に直接影響して、結果、画質が劣化する。しかし、本発明に係る図６（ｂ−１）では、このような影響はなく、画質は悪化しない。すなわち、コンプトン散乱の運動学に基づく判定を課すことで、消滅ガンマ線２００４（２００４′）の入射方向が図３に示す如くコンプトン散乱の運動学より算出された推定方向４００２（４００２′）上に推定され、推定方向４００２と４００２′の交点が、ガンマ線の発生箇所となる薬剤集積箇所２０００に推定されることから、画質が劣化することはない。
【００３９】
次に、図６（ａ−２）と図６（ｂ−２）を比較する。従来に係る図６（ａ−２）では、ガンマ線の発生箇所が図示の線３００１上に推定され、推定箇所から対消滅反応が生じた箇所までの距離３００２′と、薬剤集積箇所２０００から対消滅反応が生じた箇所までの距離２００１だけ、実際の発生箇所の薬剤集積箇所２０００からずれる。これに対して本発明に係る図６（ｂ−２）では、ガンマ線の発生箇所が薬剤集積箇所２０００から消滅反応が生じた箇所までの距離２００１の点に推定され、距離２００１のみしか実際の発生箇所としての薬剤集積箇所２０００からずれないので、従来に係る場合と比べて画質劣化は軽減される。
【００４０】
続いて、図６（ａ−３）と図６（ｂ−３）を比較する。この場合、両者とも推定されるガンマ線の発生箇所は、薬剤集積箇所２０００から対消滅反応が生じた箇所までの距離２００１′だけ、実際の薬剤集積箇所２０００からずれる。
【００４１】
以上のような考察から、二光子コンプトンカメラ画像再構成装置５００を用いて画像再構成を実施することにより画像の画質が向上することが分かる。
【００４２】
次に、図２に示すように事象選別を行い、単光子コンプトンカメラ画像再構成装置６００を用いて画像再構成を実施することにより、偶発同時事象が効率的に除去でき、画像の画質および定量性が向上する理由について説明する。図７は画像の画質および定量性が向上する理由についての説明図である。尚、必要に応じて図１や図２も参照する。
【００４３】
ここで、図７では２対の消滅ガンマ線（２００４と２００４′が対、２０１４と２０１４′が対）について、対をなさない消滅ガンマ線２００４と２０１４′が同時計数された場合を示すものとする。また、図７（ａ）では、従来の同時計数判定機能のみを持ったガンマ線検出器１００１（１００１′）で計測した場合を示し、図７（ｂ）では、本発明の前段検出器１０１、１０１′および後段検出器１０２、１０２′の構成で計測した場合を示すものとする。尚、図中の引用符号２０１５は散乱ガンマ線、引用符号２０１６反跳電子を示し、これ以外の引用符号は上記と同じであるものとする。
【００４４】
従来に係る図７（ａ）の場合では、ガンマ線の発生箇所が線３００１上に推定され、この事象では偽信号を生成する。従って、画像の画質と定量性を悪化させる。これに対して、本発明に係る図７（ｂ）の場合では、ガンマ線の発生箇所が線４００２および４００２′上に推定される。従って、明らかに図７（ａ）の場合と異なり、偽信号を生成せずに真信号を生成することになり、結果、画像の画質と定量性とを向上させる。
【００４５】
続いて、図２に示すように事象選別を行い、単光子コンプトンカメラ画像再構成装置６００を用いて画像再構成を実施することにより、被検者体内散乱事象が効率的に除去でき、画像の画質および定量性が向上する理由について説明する。図８は被検者体内散乱事象の場合において画像の画質および定量性が向上する理由についての説明図である。尚、必要に応じて図１や図２も参照する。
【００４６】
ここで、図８では１対の消滅ガンマ線２００４と２００４′の片方２００４′が被検者１５０体内で散乱され、散乱線２０２５となった場合を示すものとする。また、図８（ａ）では、従来の同時計数判定機能のみを持ったガンマ線検出器１００１（１００１′）で計測した場合を示し、図８（ｂ）では、本発明の前段検出器１０１、１０１′および後段検出器１０２、１０２′の構成で計測した場合を示すものとする。尚、図中の引用符号２０３５は散乱ガンマ線を示し、これ以外の引用符号は上記と同じであるものとする。
【００４７】
従来に係る図８（ａ）の場合では、ガンマ線の発生箇所が線３００１上に推定され、この事象では偽信号を生成する。従って、画像の画質と定量性を悪化させる。これに対して、本発明に係る図８（ｂ）の場合では、ガンマ線の発生箇所が線４００２上に推定される。散乱線２０２５は、このエネルギーにより判断されてガンマ線の発生箇所の推定対象とはならない。従って、明らかに図８（ａ）の場合と異なり、偽信号を生成せずに真信号を生成することになり、結果、画像の画質と定量性とを向上させる。
【００４８】
＜第２実施形態＞
第１実施形態では、同時判定手段３００とコンプトン散乱の運動学に基づく運動学判定手段４００を課して、二光子コンプトンカメラ画像再構成装置５００を用いた画像再構成を実施する例を示したが、本形態では、図９に示す如く、二光子コンプトンカメラ画像再構成装置５００に替えてＰＥＴ再構成装置８００を用いる。このＰＥＴ再構成装置８００は、同時計数した２個の検出器を結ぶ線上にガンマ線の発生箇所を推定した場合に用いられて画像再構成をする装置である。ＰＥＴ再構成装置８００は、公知のＰＥＴ装置の画像再構成方法を用いる装置構成を有するものとする。
【００４９】
第２実施形態での運動学判定手段４００は、第１実施形態のものと若干処理手順が異なるので、以下この点について図１０を参照しながら説明する。図１０は図９の運動学判定手段４００に係る「運動学判定」のフローチャートである。
【００５０】
図１０において、第２実施形態での運動学判定手段４００では、各検出器ヘッド１００、１００′（図１参照）によって収集したガンマ線データから（計測データから）、コンプトン散乱の運動学に基づきガンマ線の方向Ａ、方向Ａ′を算出してこのガンマ線の方向Ａと方向Ａ′のなす角度が１８０度であるか否かを判断する。そして、方向Ａと方向Ａ′のなす角度が１８０度である場合には、図中Ｙｅｓで示す如く「ガンマ線の発生箇所を１つの方向の線上に推定する」として判定し、方向Ａと方向Ａ′のなす角度が１８０度でない場合には、図中Ｎｏで示す如く「ガンマ線の発生箇所をそれぞれの方向Ａ、方向Ａ′の線上に推定する」として判定する。「ガンマ線の発生箇所を１つの方向の線上に推定する」の判定は図９の運動学判定手段４００のＹＥＳに相当し、「ガンマ線の発生箇所をそれぞれの方向Ａ、方向Ａ′の線上に推定する」の判定は図９の運動学判定手段４００のＮＯに相当する。
【００５１】
図９に戻り、第２実施形態では、運動学判定手段４００の判定により、ガンマ線の発生箇所を１つの方向の線上に推定した場合に、言い換えれば、同時計数した２個の検出器を結ぶ線上にガンマ線の発生箇所を推定した場合に、ＰＥＴ再構成装置８００を用いた画像再構成を実施する。これに対し、運動学判定手段４００の判定において、ガンマ線の発生箇所をそれぞれの方向Ａ、方向Ａ′の線上に推定した場合には、単光子コンプトンカメラ画像再構成装置６００を用いた画像再構成を実施する。
【００５２】
第２実施形態についてもう少し詳しく説明すると、例えば、運動学判定手段４００において、ガンマ線のエネルギーを５１１ｋｅＶ、交差角を１８０度に設定し、この条件を満たした事象（例えば図１１参照）にＰＥＴ再構成装置８００を用いた画像再構成を実施する。条件を満たさなかった事象については、単光子コンプトンカメラ画像再構成装置６００を用いて画像再構成を実施する。このような第２実施形態では、偶発同時事象および体内散乱事象を除去でき、偽信号の生成を抑制することができるので、結果、画像の画質および定量性を向上させる。
【００５３】
＜第３実施形態＞
第３実施形態は、図１２に示す如く、コンプトン散乱の運動学に基づく運動学判定手段４００によって事象をより詳細に分類し、そして、分類した事象に応じて、二光子コンプトンカメラ画像再構成装置５００を用いた画像再構成、単光子コンプトンカメラ画像再構成装置６００を用いた画像再構成、ＰＥＴ再構成装置８００を用いた画像再構成をそれぞれ実施する。
【００５４】
第３実施形態での運動学判定手段４００は、第１実施形態、第２実施形態のものと若干処理手順が異なるので、以下この点について図１３を参照しながら説明する。図１３は図１２の運動学判定手段４００に係る「運動学判定」のフローチャートである。
【００５５】
図１３において、第３実施形態での運動学判定手段４００では、各検出器ヘッド１００、１００′（図１参照）によって収集したガンマ線データから（計測データから）、コンプトン散乱の運動学に基づきガンマ線の方向Ａ、方向Ａ′を算出してこのガンマ線の方向Ａと方向Ａ′のなす角度が１８０度であるか否かを判断する。そして、方向Ａと方向Ａ′のなす角度が１８０度である場合には、図中Ｙｅｓで示す如く「ガンマ線の発生箇所を１つの方向の線上に推定する」として判定する。一方、方向Ａと方向Ａ′のなす角度が１８０度でない場合には、図中Ｎｏで示す如くの処理に移行し、ガンマ線の方向Ａと方向Ａ′のなす角度の１８０度からのズレが設定した範囲内（角度範囲内）であるか否かを判断する。
【００５６】
方向Ａと方向Ａ′のなす角度の１８０度からのズレが設定した範囲内である場合には、図中Ｙｅｓで示す如く「ガンマ線の発生箇所を重なった点（方向Ａと方向Ａ′の重なった点）に推定する」として判定する。方向Ａと方向Ａ′のなす角度の１８０度からのズレが設定した範囲内でない場合には、図中Ｎｏで示す如く「ガンマ線の発生箇所をそれぞれの方向Ａ、方向Ａ′の線上に推定する」として判定する。
【００５７】
「ガンマ線の発生箇所を１つの方向の線上に推定する」の判定は図１２の運動学判定手段４００の「１８０度」に相当し、「ガンマ線の発生箇所を重なった点に推定する」の判定は図１２の運動学判定手段４００の「範囲内」に相当し、「ガンマ線の発生箇所をそれぞれの方向Ａ、方向Ａ′の線上に推定する」の判定は図１２の運動学判定手段４００の「範囲外」に相当する。
【００５８】
第３実施形態についてもう少し詳しく説明すると、例えば、運動学判定手段４００では交差角が複数設定される。交差角が１８０度の場合はＰＥＴ再構成装置８００を用いた画像再構成を実施し、交差角が陽電子の初期運動量から推定される角度揺動の範囲内の場合は二光子コンプトンカメラ画像再構成装置５００を用いた画像再構成を実施し、範囲外の場合は単光子コンプトンカメラ画像再構成装置６００を用いた画像再構成を実施すれば、偶発同時事象および体内散乱事象を除去でき、偽信号の生成を抑制することができるので、結果、画像の画質および定量性を向上させる。
【００５９】
＜第４実施形態＞
上記の第１実施形態では、被検者の周囲に固定された複数の検出器ヘッドの場合について示した。これに対し本形態では、図１４に示す如く、被検者１５０の周囲を回転する機構を備えた検出器ヘッド１００（１００′）の場合についての例を示す。本形態において、回転軌道５０００は、円軌道でもよいし、楕円軌道でもよいし、被検者最近接軌道でもよい。このように被写体周囲に配置することで、３次元等方的なデータ収集を迅速に行うことができ、撮影時間の短縮に寄与する。
【００６０】
＜第５実施形態＞
上記の第１実施形態では、被検者の周囲に固定された複数の検出器ヘッドの場合について示した。これに対し本形態では、図１５および図１６に示す如く、被検者１５０の周囲に環状に配置した検出器ヘッド１００の場合についての例を示す。このように被写体周囲に配置することで、３次元等方的なデータ収集を迅速に行うことができ、撮影時間の短縮に寄与する。
【００６１】
その他、本発明は本発明の主旨を変えない範囲で種々変更実施可能なことは勿論である。
【００６２】
以下、本発明に関しての補足説明をする。
【００６３】
近年、ポジトロン断層撮影装置（以下、ＰＥＴ装置）およびＦＤＧ（ガン細胞の活発な糖代謝によりガン細胞に特異的に集積する放射性薬剤）の普及にともない、核医学診断に対する期待は非常に高まっている。また、分子生物学や細胞生物学の急速な進展に伴い、病理や薬理を基礎科学的に解明するために、放射性同位元素で標識された化合物を広く利用しようという新しい分野、分子イメージングが登場した。このように多様化する診断や臨床実験や動物実験に対応できる、高性能なイメージング機器の開発が求められている。
【００６４】
多種の薬剤が開発されるにつれ、診断上または研究上、それらの薬剤を複数同時に使用し、体内動態を観測したいというニーズが高まりつつある。現に、ガンマカメラ（ＳＰＥＣＴ装置を含む）を用いた心筋の核医学診断では、２種類の薬剤を同時に使用する診断方法がある。
【００６５】
ＰＥＴ装置では、検出原理的に、多種の放射性薬剤から同時に放出されるガンマ線を選別して測定することはできない。ポジトロン崩壊の結果として発生する（陽電子が物質中の電子と対消滅反応を起こす）、対向した１対のガンマ線のエネルギーは、放射性同位元素の種類によらず一定である。ＰＥＴ装置では、対向した１対のガンマ線から得られる直線の情報をもとに、画像再構成を行う。従って、ＰＥＴ装置では、ガンマ線のエネルギーによって、異種の放射性同位元素を区別した画像を得ることができない。
【００６６】
ガンマカメラ（ＳＰＥＣＴ装置を含む）は、機械コリメータの孔を直線的に通過したガンマ線の情報をもとに、画像再構成を行う。従って、ガンマ線のエネルギーによって、異種の放射性同位元素を区別することができる。しかしながら、ガンマカメラは、機械コリメータを用いるために、例えばＰＥＴ用の放射性薬剤を使用する場合、厚いコリメータが必要になる。その結果、空間解像度または検出効率が著しく低下する。一般的に、ガンマカメラでは、ガンマ線のエネルギーが高くなるにつれ、空間解像度は劣化する。
【００６７】
本発明は、検出原理的に、既存のＰＥＴ用製剤とＳＰＥＣＴ用製剤の両方を使用でき、かつ新規の放射性薬剤にも対応できる装置であることから有用である。
【図面の簡単な説明】
【００６８】
【図１】本発明の核医学診断装置の装置構成を被検者を含めた状態で示す構成図である。
【図２】図１の信号処理装置及び画像再構成装置にて行うデータ処理の説明に係るブロック図である。
【図３】画像の定量性が向上する理由についての説明図である。
【図４】図２の同時判定手段に係る「同時判定」のフローチャートである。
【図５】図２の運動学判定手段に係る「運動学判定」のフローチャートである。
【図６】画像の画質が向上する理由についての説明図である。
【図７】画像の画質および定量性が向上する理由についての説明図である。
【図８】被検者体内散乱事象の場合において画像の画質および定量性が向上する理由についての説明図である。
【図９】第２実施形態に係る図であり、信号処理装置及び画像再構成装置にて行うデータ処理の説明に係るブロック図である。
【図１０】図９の運動学判定手段に係る「運動学判定」のフローチャートである。
【図１１】第２実施形態での条件を満たした事象の一例を示す図である。
【図１２】第３実施形態に係る図であり、信号処理装置及び画像再構成装置にて行うデータ処理の説明に係るブロック図である。
【図１３】図１２の運動学判定手段に係る「運動学判定」のフローチャートである。
【図１４】第４実施形態に係る図であり、被検者の周囲を回転する機構を備えた検出器ヘッドの場合についての例を示す図である。
【図１５】第５実施形態に係る図であり、被検者の周囲に環状に配置した検出器ヘッドの場合についての例を示す図である。
【図１６】第５実施形態に係る図であり、被検者の周囲に環状に配置した検出器ヘッドの場合についての例を示す図である。
【符号の説明】
【００６９】
１００、１００′  検出器（検出手段）
１０１、１０１′  前段検出器
１０２、１０２′  後段検出器
１１０  信号処理装置（信号処理手段）
１２０  画像再構成装置（画像再構成手段）
１３０  画像表示装置
１５０  被検者
３００  同時判定手段
４００  運動学判定手段
５００  二光子コンプトンカメラ画像再構成装置
６００  単光子コンプトンカメラ画像再構成装置
７００  画像
８００  ＰＥＴ再構成装置
２０００  薬剤集積箇所
２００２  陽電子
２００３  電子
２００４、２００４′  消滅ガンマ線
２００５、２００５′  散乱ガンマ線
２００６、２００６′  反跳電子
４００１  交点
４００２、４００２′  コンプトン散乱の運動学より算出された推定方向
【図１】
2008232641.tif 000003
【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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