JP4756425B2 - Ｐｅｔ装置、及び、その画像再構成方法 - Google Patents

Description

本発明は、陽電子放出核種で標識した薬剤を体内に投与し、陽電子崩壊によって生じる一対の消滅放射線を同時計数の原理によって測定し、画像再構成によって元の薬剤の空間的・時間的な分布を画像化する陽電子放射断層撮影装置（ポジトロンＣＴ装置とも言う。以下、ＰＥＴ装置と称する）に係り、特に、装置内にオープンスペースを確保することが可能な開放型のＰＥＴ装置、及び、その画像再構成方法に関するものである。

ＰＥＴは、陽電子放出核種で標識した薬剤を体内に投与し、薬剤の空間的・時間的な分布を画像化する方法である。特に、フルデオキシグルコース（ＦＤＧ）と呼ばれる薬剤を用いたＰＥＴ検査は、全身の癌の早期診断等に有効であると注目を集めている。

ＰＥＴでは、投与する薬剤を選ぶことによって、脳や臓器の様々な機能情報が得られる一方、解剖学的な情報が不足することから、仮に癌が見つかったとしても、癌の場所を厳密に特定することが難しかった。Ｘ線ＣＴ画像が形態画像であるのに対し、ＰＥＴ画像は機能画像であると言われる。このような需要から、同一ベッドでＰＥＴとＸ線ＣＴが連続して撮影できるＰＥＴ／ＣＴ装置が各社から発売され、ＦＤＧ−ＰＥＴの普及に大きく貢献することとなった。

一方、ＰＥＴ診断等で発見された癌に対する治療の役割も重要である。従来の外科手術や薬物治療とは異なり、放射線を利用して癌を治療する方法が注目を集めている。特に、重粒子線や陽子線を癌の部位に絞って照射する粒子線治療は、優れた治療効果と鋭い患部集中照射特性を併せ持つ方法として、大きな注目を集めている。照射は、別途撮影したＸ線ＣＴ画像に基づいて綿密に計算された治療計画に従って、ビームの方向や線量を精密に制御して行う。しかし現状は、治療計画通りの照射が行われたかどうかを正確に確認することは難しく、もし患者位置ずれなどで照射野がずれてしまったとしても、それを検知することは容易ではない。そこで、ＰＥＴの方法を用いて、粒子線照射野をリアルタイムにモニターする方法が注目されている。これは、ＰＥＴ薬剤を投与するのではなく、ビーム照射による入射核破砕反応や標的核破砕反応から生じる消滅放射線をＰＥＴの原理を用いて画像化する方法である。消滅放射線の発生位置が、照射ビームの線量分布と強い相関性を持つため、治療モニターが可能であると期待される。

ＰＥＴの原理は次のとおりである。図１に示すとおり、陽電子崩壊によって陽電子放出核種８から放出された陽電子が周囲の電子と対消滅し、それによって生じる一対の５１１ｋｅＶの消滅放射線８ａ、８ｂを、対の放射線検出器１０ａ、１０ｂで同時計数の原理によって測定する。これにより、核種８の存在位置を、対の検出器１０ａ、１０ｂ同士を結ぶ１本の線分（同時計数線：line-of-response : ＬＯＲ）上に特定することができる。患者の頭から足の方向に向かう軸を体軸と定義すると、体軸と垂直に交わる平面上の核種の分布は、その平面上において様々な方向から測定された同時計数線のデータから、２次元画像再構成によって求められる。

よって、初期のＰＥＴ装置は、図２（Ａ）（多角形型ＰＥＴ）や図２（Ｂ）（リング型ＰＥＴ）に例示するように、視野とする平面上に、視野を囲むように密に検出器１０を（Ａ）多角形状又は（Ｂ）リング状に配置した構成となっていた。図２（Ｂ）において、６は患者、１１は検出器リングである。

１９９０年代に入ると、図３（Ａ）（多層多角形型ＰＥＴ）や図３（Ｂ）（多層リング型ＰＥＴ）に例示するように、検出器リング１１を患者６の体軸方向に並べてマルチリング１２化することによって２次元の視野を３次元化すると共に、検出器リング１１間においても同時計数測定をすることによって、感度を大幅に高めた３ＤモードのＰＥＴ装置の開発が相次いだ。

一方、図４に示すように、対向に配置したガンマカメラ１４を回転させるガンマカメラ対向型ＰＥＴ装置も開発されたが、検出器の立体角が制限されることから感度が不十分であり、普及に至らなかった。カメラが回転しないポジトロンイメージング装置は、主に実験用装置として販売されているが、これは、断層撮像ではなく検出器の面と平行な平面画像を得る装置である（Ｘ線装置で例えると、Ｘ線ＣＴではなくレントゲン撮影に相当する）。

画像再構成の原理から、画像の分解能を高めるためには、同時計数線が密に得られることが必要である。

ＰＥＴの装置感度は、画像の精度を高めるために重要である。一般的に、装置感度は不十分とされ、それを補うために、５ｍＣｉ前後の核種の投与量（胸部レントゲン撮影の約４０倍に相当する実効線量）及び３０分程度の長い検査時間を必要とし、患者へ精神的・肉体的負担をかけると同時に、医療機関側にとっても検査コストを下げられない原因の１つにもなっている。

そこで、最近のＰＥＴ装置は、装置感度を高めるため、検出器を隙間なく敷き詰めると共に、体軸方向に長く配置する傾向にある。患者ポート１３（図３参照）の大きさは、概ね、直径６０ｃｍ、体軸方向長さ４０ｃｍ〜１ｍにも達する。

しかし、長い患者ポートは、より閉塞性を高め、患者へ心理的ストレスを与える問題がある。特に、ＰＥＴ検査は、健常者に対する癌検診以外にも、精神疾患を初めとした様々な病気を持つ患者の検査へ適用する場合も多く、患者への心理的ストレスを低減することが切望されている。ＰＥＴ検査を行う医療従事者にとっても、ＰＥＴ検査中の患者の健康状態を目視できない状況は好ましくない。又、脳機能解明など研究利用において、ＰＥＴ検査中に数分間隔で血液サンプルを採取する実験や、視覚的な刺激を与えて脳内の反応をＰＥＴで可視化する実験も多く行われており、長い患者ポートは、このような実験においても障害となっている。

又、ＰＥＴ装置を用いて粒子線治療のモニタリングをリアルタイムに行なう場合、治療部位をＰＥＴで同時に測定できることに加えて、照射によって生じる消滅放射線が通常のＰＥＴ検査で投与する核種量に比べて微量であるため、ＰＥＴ装置は高感度である必要がある。高感度化のためには検出器を密に広く配置する必要があるが、検出器が粒子線ビームを遮ってはいけないことから、この２条件を両立するＰＥＴ検出器の配置は困難であった。ドイツのＧＳＩ研究所及び国立がんセンター東病院では、図５（Ａ）に示す回転対向型ＰＥＴ装置による治療モニタリングを試行している。ガンマカメラ対向型ＰＥＴ装置は、治療放射線制御装置２０から照射される粒子線ビーム２２を遮らない配置が容易である一方、そもそも装置感度が低いという決定的な欠点を持つ。

ドイツの研究グループから、図５（Ｂ）に示すように、多層リング型ＰＥＴの横にビームを通すためのスリット１２ｓを空けた、固定スリット型ＰＥＴ装置が提案され、計算機シミュレーションによる検討がなされているが、スリットによって画像再構成に必要な情報が欠落するため、画質の低下が問題視されている（Ｐ．Ｃrespo、他、“Ｏn the detector arrangement for in-beam ＰＥＴ for hadron therapy monitoring，”Ｐhys．Ｍed．Ｂiol．誌、vol．51（2006）pp．2143−2163）。

図６は、従来のＰＥＴ／ＣＴ装置の代表的な構成を図示したものである（米国特許ＵＳ６，４９０，４７６Ｂ１参照）。図において、３２は、Ｘ線ＣＴ装置３０のＸ線管球、３４は同じくＸ線検出器であり、両者を回転させてスキャンを行う。ＰＥＴ装置とＸ線ＣＴ装置のガントリがそれぞれ完全に独立しているタイプと、一体のガントリに納められているタイプがあるが、ＰＥＴ装置とＸ線ＣＴ装置の並べる順序の違いはあっても、内部ではＰＥＴ装置とＸ線ＣＴ装置が並んで配置されていることは変わらない。ベッド７の動作については、固定ベッドに対してガントリが動くタイプと、固定ガントリに対してベッドが動くタイプがある。

いずれにしろ、従来のＰＥＴ／ＣＴ装置は、ＰＥＴ視野領域とＸ線ＣＴ視野領域が一致せず、数十ｃｍ程度離れており、同一の部位が同一時刻にＰＥＴとＸ線ＣＴで計測できないという潜在的な問題を抱えている。従来のＰＥＴ／ＣＴ装置では、ガントリに対して相対的にベッドを移動させる、即ち時間差を置くことによって、ＰＥＴ及びＸ線ＣＴによる同一部位の撮影を実現している。現状のＦＤＧ−ＰＥＴ検査では、薬剤の体内での移動速度が遅いこと及び感度が低いことから、一部位当たり数分間スキャンしているため、上記の時間差は問題として認識されていないが、呼吸による変形を伴う胸部におけるＰＥＴ画像とＸ線ＣＴ画像のミスマッチは大きな問題になっている。

近年のＰＥＴ装置及びＰＥＴ薬剤開発の進歩から、今後、ＰＥＴの超高感度化に合わせて新しいＰＥＴ薬剤が登場し、体内の高速な動態機能の画像化への需要が高まることが十分に予想され、その場合、上記の時間差が問題になると考えられる。

従来のＰＥＴ装置の体軸方向の視野は、２０ｃｍ程度に限定されている。よって、数十分間かけて、断続的あるいは連続的にベッドを移動させて、全身の撮影を行なうため、原理的に体軸方向視野以上離れた部位は、同時刻に撮影することはできない。データ処理が複雑化する等の問題もあるが、体軸方向の視野が制限されている最大の理由は、検出器数の増加による装置コストの増加である。その一方、体軸視野拡大への需要は強く、例えば、秋田県脳血管研究センターでは、市販のＰＥＴ装置を２台並べて、脳と心臓の領域を同時刻にそれぞれ独立してＰＥＴ撮影する研究が行われた（Ｈ．Ｉida，他、“Ａ Ｎew ＰＥＴ Ｃamera for noninvasive quantitation of physiological functional parametric images．ＨＥＡＤＴＯＭＥ−Ｖ−Ｄual．，”Ｑuantification of brain function using ＰＥＴ（eds．Ｒ．Ｍyers，Ｖ．Ｃunningham，Ｄ．Ｂailey，Ｔ．Ｊones）p．57−61，Ａcademic Ｐress，Ｌondon，1996）。

このような構成では、体軸視野が断続的に拡大する一方、検出器の数、即ち装置コストも同様に増加する。又、各ＰＥＴ装置は、独立して同時計数測定を行なうため、装置間の領域に存在する核種からの放射線は検出できず、装置間の領域は画像化できない。

断層撮影ではなく平面撮像のポジトロンイメージング装置においては、検出器を隙間を空けてまばらに配置することによって、同時計数線のサンプリングの粗密をまばらにして均一性を高めると共に、視野領域を広げるアイディアが提案されている（特開平９−２１１１３０号公報、特開２００１−１４１８２７号公報参照）。

しかし、このアイディアをそのままＰＥＴ装置へ適用して、リング上に検出器をまばらに配置した場合、画像再構成に必要な同時計数線が欠落してしまうため、画質の低下は避けられない。

一方、ＰＥＴ装置によって断層像として画像化される視野とは別の視野を、低コストで簡便に、投影像として計測する方法が特開平５−１５００４６号公報で提案されている。この方法は、図７に示すように、被験者１０１の頭部をＰＥＴ装置（検出器１０２）で計測するのと同時に、心臓の様子を別の装置（検出器１０５）で計測する場合を想定しており、例えば¹⁵０標識の水を投与して、刺激に対する局所脳血流量の変化を測定する賦活試験等に必要性があると考えられる。脳の画像は断層像として得られる必要があるが、心臓については、心臓が送り出す血流量をモニターできれば十分であることから、この方法では、断層像を得るＰＥＴ装置と、投影像を得るポジトロンイメージング装置を、並列に配置することを前提としていると考えられる。即ち、ＰＥＴ装置では、断層像を得るために画像再構成を行なう必要があるが、ポジトロンイメージング装置では、計測データそのものが投影像であるため、画像再構成は必要としない。この方法では、ポジトロンイメージング装置としての検出器を、ＰＥＴ装置の検出器の一部が兼ねることによって、両装置を一体化すると共に、低コスト化を図っている点がポイントである。図７において、１０３、１０６は同時計数回路、１０４、１０７はデータ処理装置である。

この方法は、視野領域の拡張を目的としたものであるが、見方を変えると、オープンスペースが確保されていると考えることもできる。しかし、検出器５によって画像化できるのは、断層像ではなく投影像である。

特開平５−１５００４６号公報では、検出器５を複数個配置して、多方向からの投影像を同時に撮影することも提案されているが、画像再構成をして断層像を得るところまでは至っていない。

本発明は、前記従来の問題点を解決するべくなされたもので、画質低下を抑えながら、患者へのアクセスや治療装置等の組込みが容易なオープンスペースが確保されたＰＥＴ装置、及び、その画像再構成方法を提供することを目的とする。

通常、ＰＥＴ装置は、検出器リングが体軸方向に並べられたマルチリング検出器構造を持つ。図８（Ａ）に示す如く、同一リング間の同時計数線（ＬＯＲ）のみ計測する２次元モード収集に対して、図８（Ｂ）に示す如く、異なるリング間も含め全てのＬＯＲも計測するのが３次元モード収集である。一方、断層像のボリュームは、２次元スライスを体軸方向に並べたものであることから、原理的には２次元モード収集データのみから３次元ボリュームを画像再構成できる。即ち、３次元モード収集データは冗長であるが、現実的には、カウント数が有限であることから、ノイズを抑制するために全てのＬＯＲから３次元画像再構成を行なっている。

本発明は、この３次元モードのＰＥＴ画像再構成におけるデータの冗長性に着目し、一部の検出器リングを取り除いて、物理的に分離されたオープンスペースを確保すると共に、欠損した情報を、残存する検出器リング間のＬＯＲで補って画像再構成をすることで、オープンスペースの画像化を可能にしたものである。図９は、８本の検出器リングのＰＥＴ装置を例として、４番目と５番目の検出器リングを取り除いた場合のＬＯＲを図示したものである。オープンスペースにおける核種から生じる消滅放射線は、前後のリング間のＬＯＲにて計測できる。

本発明は、このような点に着目してなされたもので、検出器をリング状または多角形状に密にまたは部分的に配置した複数の検出器リングを、体軸方向に、外部から検査中の患者に対して接近するためのオープンスペースを空けて配置し、該オープンスペースを隔てた検出器リングを結ぶ一部または全ての検出器ペアにて同時計数測定を行い、前記オープンスペースにより欠損した情報を、残存する検出器リング間の同時計数線で補って３次元画像再構成を行うことで、検出器リング間のオープンスペースを断層像として画像化するようにして、前記課題を解決したものである。

ここで、前記オープンスペースを隔てた検出器リングを結ぶ一部または全ての検出器ペアにて同時計数測定を行うだけでなく、同じ検出器リング内の一部または全ての検出器ペアでも同時計数測定を行い、前記オープンスペースにより欠損した情報を、残存する検出器リング間の同時計数線で補って３次元画像再構成を行うことで、各検出器リング内の視野領域とオープンスペースを合わせた連続的な領域を断層像として画像化することができる。

又、検出器リング間に確保したオープンスペースのうち、不要なオープンスペースに検出器を配置することによって、装置感度の向上およびＰＥＴ画像の画質改善を図ることができる。

又、前記オープンスペースで、ガントリ自体が完全または部分的に分離して、ガントリ外部から患者に対して接近可能とすることができる。

又、分離された各々の検出器リングが、前後左右に傾斜する構造、または前後に移動する構造、またはそれら両方を併せた構造を持ち、検出器リングの体軸方向の隙間を可変とすることができる。

又、検出器リング間のオープンスペースの少なくとも一部に治療装置を挿入し、治療と同一時刻に同一部位をＰＥＴで確認する治療モニタリングが可能とすることができる。

又、検出器リングの隙間領域の少なくとも一部にＸ線ＣＴ装置を設置し、Ｘ線ＣＴと同一時刻に同一部位を画像化することができる。

本発明は、又、前記のいずれかに記載のＰＥＴ装置の画像再構成演算に際して、計算若しくは参照するシステムマトリクスを、検出器配置に合わせて変更することを特徴とするＰＥＴ装置の画像再構成方法を提供するものである。

本発明のＰＥＴ装置は、患者ポートを分断して確保したオープンスペースを有するため、精神疾患など患者を対象としたＰＥＴ検査は勿論、健常者を対象とした癌検診でも障壁となっていた、検査中の患者への心理的ストレスを低減し、検査中の患者へのケアを容易にすることができる。

更に、オープンスペースに放射線や粒子線の治療装置を組み合わせることによって、ＰＥＴ装置の感度を維持したまま、治療ビームの患部への経路を確保することが可能となり、重粒子線や陽子線による癌治療のリアルタイム・モニタリングが容易に実現できる。

又、オープンスペースにＸ線ＣＴ装置を組み合わせることによって、ＰＥＴ装置の視野の中にＸ線ＣＴの視野を設置することができるようになり、同一時刻に同一部位を画像化するＰＥＴ／ＣＴ装置が実現できる。

ＰＥＴの原理を示す図 従来のＰＥＴ装置の例を示す斜視図 同じく多層型ＰＥＴ装置の例を示す斜視図 同じくガンマカメラ対向型ＰＥＴ装置の一例を示す斜視図 粒子線治療をモニターするＰＥＴ装置の従来の構造を示す斜視図 従来のＰＥＴ／ＣＴ装置の一例を示す（Ａ）斜視図及び（Ｂ）縦断面図 特開平５−１５００４６号公報で提案された装置を示すブロック図 従来のＰＥＴ装置の（Ａ）２次元モード収集及び（Ｂ）３次元モード収集を示す図 本発明の原理を示す図 本発明の第１実施形態の構成を示す図 第１実施形態で隙間領域の断層像を得る際の手順を示す流れ図 隙間が無い場合と有る場合のシステムマトリクスを比較して示す図 画像再構成計算の手順を示す流れ図 マスク処理によるシステムマトリクスの変更例を示す図 図１４の方法における手順を示す流れ図 本発明の第２実施形態の構成を示す図 第２実施形態で断層像を得る際の手順を示す流れ図 図１７の簡略化例を示す図 図１８に対応するブロック図 本発明の第３実施形態を示す図 検出器リングの移動状態の例を示す斜視図 検出器リングの配置の許容範囲を計算する方法を示す図 本発明の第１実施例を示す図 同じく第２実施例を示す図 同じく第３実施例を示す図 同じく第４実施例を示す図 計算機シミュレーション結果の一例を示す図 検出器リングの配置の許容範囲の計算例を示す図 装置感度のシミュレーション結果を示す図 実験結果を示す図 変形例を示す図 他の変形例を示す図 変形例の実験結果を示す図

以下図面を参照して、本発明の実施形態を詳細に説明する。

本発明の第１実施形態は、図１０に示す如く、リング状又は多角形状に検出器１０を密に又は部分的に配置した第１検出器リング１２ａと第２検出器リング１２ｂを体軸方向にオープンスペースを空けて配置し、第１検出器リング１２ａと第２検出器リング１２ｂを結ぶ一部又は全ての検出器ペアにて同時計数測定を行ない、３次元画像再構成を行なうことで、第１検出器リング１２ａと第２検出器リング１２ｂ間のオープンスペースを断層像として画像化するようにしたものである。

図１１は、検出器リング１２ａ及び検出器リング１２ｂの２つの検出器リングを有する構成における処理手順を示す流れ図である。

説明の都合上、断層像として画像化する領域を、検出器リング１２ａ内の第１視野領域、検出器リング１２ｂ内の第２視野領域、検出器リング１２ａと１２ｂ内の間に存在するオープンスペース（隙間領域とも称する）の３つに分ける。

検出器リング１２ａ又は１２ｂにおいて、１つの放射線が検出されると、放射線を検出した検出素子の位置情報、放射線のエネルギー情報、及び検出した時刻情報が、シングルイベントデータＳＤとして取り出される。このシングルイベントデータＳＤは、逐次、同時計数回路４０に送られて、それぞれ検出器リング１２ａ、１２ｂより取り出されたシングルイベントデータＳＤの間において同時計数判定を行ない、一対の消滅放射線を検出した検出素子ペアの情報であるリストモードデータＬＤに変換される。このリストモードデータＬＤは、データ収集装置４２にて、そのまま記憶装置に保持されるか、又はヒストグラムデータＨＤとして記憶装置に保持された後、画像再構成装置４４で画像再構成計算を行ない、隙間領域の断層像を得て、画像表示装置４６で表示する。

前記画像再構成計算に際して、計算若しくは参照するシステムマトリクスの要素a_ijは、画像のｊ番目の画素から発生した消滅放射線が、ｉ番目の同時計数線として計測される確率として定義される。システムマトリクス要素の計算法としては、同時計数線と画素が交差する線分長に基づく方法や、モンテカルロシミュレーションを用いた方法等、様々な計算方法が提案されているが、いずれの場合においても、検出器の位置座標を実際の装置に合わせる必要がある。

図１２は、（Ａ）隙間が無い場合と（Ｂ）有る場合を比較して、システムマトリクスの例を示したものである。同時計数線ｉに対応する検出器ペアの検出器座標をそれぞれｚ_i1、ｚ_i2とすると、検出器の移動に合わせてｚ_i1、ｚ_i2が変化する（図１２の例では、ｚ_i1を固定、ｚ_i2が変化）。よって、検出器座標の変化に合わせて、システムマトリクスを変更する必要がある。

図１３は、画像再構成装置における画像再構成計算の手順を示した流れ図である。ガントリ位置制御装置から画像再構成装置４４に伝送される、若しくは、リストモードデータＬＤの中に格納されているガントリ位置情報を元にして、検出器座標を変更する。そして、変更した検出器座標に応じて、システムマトリクス要素を計算する。画像再構成におけるシステムマトリクスの利用方法としては、事前に計算・保持し、画像再構成計算において逐次読み込む方式と、画像再構成計算において、必要な毎に逐次計算する方法が可能である。

今、検出器リング直径が等しく、検出器リングの移動が平行、且つ、移動ステップ幅が体軸方向の検出器間隔の整数倍である場合は、隙間無く連続して配置された仮想的な検出器配置に対して定義されるシステムマトリクスに、マスク処理を行なうことによって、簡単にシステムマトリクスを変更することができる。

具体的には、図１４に示すように、検出器リングの移動範囲を全てカバーするシステムマトリクス［a_full_ij］に、実際の検出器リングの配置に合わせて、検出器リングが存在する部分のみを１．０、それ以外を０．０としたマスクパターン［ｗ_i］を掛け合わせることによって、実際のシステムマトリクス｛a_space_ij｝を得る。

図１５は、図１４の方法における、画像再構成計算の手順を示した流れ図である。仮想システムのシステムマトリクスに対して、検出器座標の変更に合わせて作成されたマスクによるマスク処理を施す。仮想システムのシステムマトリクス計算は、事前に計算・保持するか、画像再構成計算において、必要な毎に逐次計算すればよい。

このように、検出器リング間のオープンスペースの長さを検出器リングのサイズの整数倍とした場合は、再構成計算を簡単に行なうことができる。なお、オープンスペースの長さは検出器リングの整数倍に限定されない。

次に、図１６を参照して、本発明の第２実施形態を詳細に説明する。

本実施形態は、第１実施形態と同様のＰＥＴ装置において、第１検出器リング１２ａと第２検出器リング１２ｂを結ぶ一部又は全ての検出器ペアにて同時計数測定を行なうだけでなく、第１検出器リング１２ａ内の一部又は全ての検出器ペア、及び、第２検出器リング１２ｂ内の一部又は全ての検出器ペアにて同時係数測定を行ない、３次元画像再構成を行なうことで、第１検出リング１２ａの第１視野領域と、第２検出器リング１２ｂの第２視野領域と、オープンスペースを合わせた連続的な領域を断層像として画像化するようにしたものである。

この第２実施形態において、隙間領域と第１視野領域及び第２視野領域を合わせた断層像を得る際の手順を図１７に示す。検出器リング１２ａと１２ｂ間での同時計数判定に加えて、検出器リング１２ａ内での同時計数判定及び検出器リング１２ｂ内での同時計数判定が行なわれる。得られたリストモードデータＬＤは、データ収集装置４２で合体され、一塊のリストモードデータＬＤ又はヒストグラムデータＨＤに変換される。そして画像再構成装置４４で画像再構成を行なうことによって、隙間領域と第１視野領域及び第２視野領域を合わせた連続的な視野において、断層像を得ることができる。

なお、図１７の手順は、隙間領域のみを画像化すれば良い場合は、図中２箇所の遮断箇所で信号を遮断すれば、不要なシングルイベントデータＳＤをデータストリームの中から除去できるため、スループットが改善し、ダイナミックレンジを拡大することが容易である一方、システム構成が複雑になってしまう。

図１７の構成を単純化した場合の手順を図１８に示す。図１８では、同時計数判定の前段階において、シングルイベントデータＳＤを体軸方向に混合した後に、１箇所にて同時計数判定を行なうようにしている。混合されたシングルイベントデータＳＤには、検出器リング１２ａと１２ｂそれぞれからのデータが含まれるため、１箇所の同時計数判定にて、検出器リング１２ａ内、検出器リング１２ｂ内、検出器リング１２ａと１２ｂ間の隙間における同時計数判定が行なわれる。図１８に対応するブロック図を図１９に示す。

前記第１及び第２実施形態においては、第１検出器リング１２ａと第２検出器リング１２ｂの間に跨って物理的に存在する必要があるものは、電源ケーブルと信号ケーブルのみになることから、ガントリ自体を完全に又は部分的に分離することで、ガントリ外部から患者に対して接近するためのオープンスペースを確保することができる。

なお、前記第１及び第２実施形態においては、第１及び第２の検出器リング１２ａと１２ｂの大きさが同じとされていたが、図２０に示す第３実施形態のように、リング径を変え、例えば頭部に対応する第１検出器リング１２ａの径を、胴部に対応する第２検出器リング１２ｂの径より小さくしても良い。

なお、分離された検出器リングの位置関係は固定されていても良いが、隙間が大きくなると画質劣化の影響は避けられなくなるため、必要に応じて隙間の大きさを調整できることが望ましい。分離された各々の検出器リングは、図２０及び図２１に例示する如く、前後左右に傾斜する構造、又は前後に移動する構造、又はそれら両方を合わせた構造を持ち、検出器リングの体軸方向の隙間を検査目的等に合わせて可変にすることが望ましい。更に、隙間無く検出器リングを配置して、通常のＰＥＴ装置として利用することも可能である。

第３実施形態において、第１及び第２視野と隙間領域の許容範囲は、図２２のようにして求めることができる。即ち、第１検出器リング１２ａのリング径をＤ１、体軸方向の感度エリア幅をＷ１、第２検出器リング１２ｂのリング径Ｄ２、体軸方向の感度エリア幅をＷ２とし、検出器リング間の隙間をＧとすると、図中のＷ、Ｈ1、Ｈ2は次式で計算される。

Ｗ＝（Ｄ１×Ｗ２＋Ｄ２×Ｗ１）／（Ｄ１＋Ｄ２） …（１）
Ｈ1＝Ｄ１×（Ｇ＋Ｗ２）／（Ｄ１＋Ｄ２） …（２）
Ｈ2＝Ｄ２×（Ｇ＋Ｗ１）／（Ｄ１＋Ｄ２） …（３）

そして、Ｈ1＞Ｗ又はＨ2＞Ｗ又はＧ＞Ｗの場合、図２２（Ａ）に示すように、画像化できない領域が生じて、体軸方向の視野領域が不連続となる。よって、図２２（Ｂ）に示すように、体軸方向に連続した視野領域を確保するためには、Ｈ1≦Ｗ且つＨ2≦Ｗ且つＧ≦Ｗとなるように、検出器リング及びリング間の隙間の設定を調整する必要がある。図２２において、Ｄは、視野領域の直径の最小値であり、次式により計算される。

Ｄ＝Ｄ1×Ｄ2×Ｗ／（Ｄ1×Ｈ2＋Ｄ2×Ｈ1） …（４）

このＤの値は、画像化する検査対象の領域よりも大きくなるように、検出器リング及びリング間の隙間の設定を調整する必要がある。

前記第１及び第２実施形態を具体化した第１実施例を図２３に示す。本実施例は、リング状の２つの同一の検出器リング１２ａ、１２ｂを、独立したガントリとして平行に配置し、検出器リング間の隙間を可変にする構成の例である。

具体的には、検出器リング１２ａ、１２ｂ、それぞれを囲うガントリカバー６０ａ、６０ｂ、患者６が横たわるベッド７で構成され、それぞれのガントリには車輪６２を装着し、共通又は別々のレール６４の前後に移動できる機能を持つ。

視野領域を体軸方向にずらす際は、固定ベッドに対して検出器リング１２ａ及び１２ｂを移動させるか、又は、検出器リング１２ａ及び１２ｂを固定させてベッド７を移動させる。

患者６の体内に集積した核種８からは、ほぼ１８０°の角度をなして飛行する一対の消滅放射線８ａ、８ｂが四方八方に放出される。検出器リング１２ａ及び１２ｂにおいて、一対の消滅放射線８ａ、８ｂのうちの片側の計測データであるシングルイベントデータＳＤは、共通の同時計数回路４０に送られて、検出器リング１２ａ内、検出器リング１２ｂ内、及び、検出器リング１２ａと１２ｂの間にて、同時計数ペアの情報であるリストモードデータＬＤに変換される。

このリストモードデータＬＤは、データ収集装置４２にて記録媒体に保存された後、画像再構成装置４４に送られて、画像再構成演算を行なった後、画像表示装置４６にて再構成画像が表示される。

検出器リング１２ａ、１２ｂ間の隙間により、患者に対するオープンスペースを確保できるが、検出器リングの隙間が大きくなると画質劣化の影響が避けられなくなるため、検査の必要性に応じて隙間の大きさを最小限に調整することが好ましい。検出器リング１２ａ、１２ｂの移動は、コンソール装置６６から指定されたガントリ位置情報に基づき、ガントリ位置制御装置６８によって制御される。ガントリ位置情報は、同時計数回路４０を通じてリストモードデータＬＤ内に含めるか、あるいは、画像再構成装置４４に直接送る等して、画像再構成演算の際に、実際の検出器の位置情報に基づいて計算が行なえるようにする。

第１実施例では、検出器リングが２つとされていたが、検出器リングの数はこれに限定されない。３つの検出器リング１２ａ、１２ｂ、１２ｃを配置し、２箇所のオープンスペースを実現した第２実施例の構成を図２４に示す。図において、６０ｃは、検出器リング１２ｃのガントリカバーである。

図２５に、リング状の２つの同一の検出器リング１２ａ、１２ｂを、独立したガントリ（６０ａ、６０ｂ）として平行に配置し、検出器リング１２ａ、１２ｂ間の隙間を可変にするＰＥＴ装置において、検出器リング１２ａ、１２ｂ間の隙間領域に、放射線照射装置２４などの治療装置を挿入することによって、治療と同一時刻に同一部位をＰＥＴで確認する治療モニタリングを実現したＰＥＴ装置の第３実施例の構成を示す。

放射線治療装置２４から発生された粒子線ビーム２２は、検出器リング１２ａ、１２ｂ間の隙間領域を通り、ＰＥＴのガントリ（６０ａ、６０ｂ）と干渉することなく、患者６の治療範囲に向けて照射される。放射線治療装置２４は、治療装置制御システム２６によって制御される。検出器リング１２ａ、１２ｂ間の隙間は、粒子線ビーム２２とＰＥＴガントリ（６０ａ、６０ｂ）が干渉しないように決定する。得られたＰＥＴ画像は、治療装置制御システム２６にフィードバックされ、治療効果の確認や治療計画の修正に用いられる。

図２６に、リング状の２つの同一の検出器リング１２ａ、１２ｂを、独立したガントリ（６０ａ、６０ｂ）として平行に配置し、検出器リング１２ａ、１２ｂ間の隙間を可変にするＰＥＴ装置において、検出器リング１２ａ、１２ｂ間の隙間領域に、Ｘ線ＣＴ装置３０を設置することで、Ｘ線ＣＴと同一時刻に同一部位を画像化できるようにしたＰＥＴ装置の第４実施例の構成を示す。

Ｘ線ＣＴ装置３０は、互いに回転するＸ線管球３２とＸ線検出器３４から構成される。ＰＥＴの検出器リング１２ａ、１２ｂ及びＸ線ＣＴ装置３０は、それらの位置が固定されて一体化していても良いが、図２６では、それぞれが独立したガントリ（６０ａ、６０ｂ、６０ｄ）を持ち、共通若しくは独立したレール上６４に並置され、前後に移動できる形態となっている。

ＰＥＴの検出器リング１２ａ、１２ｂ及びＸ線ＣＴ装置３０のそれぞれの位置は、共通のガントリ位置制御装置６８によって制御される。

Ｘ線ＣＴ装置３０のデータを記録媒体に蓄えるＣＴデータ収集装置３６は、ＰＥＴデータ収集装置４２と共通でも良い。Ｘ線ＣＴ装置３０用の画像再構成装置は、ＰＥＴ用のものと独立でも構わないが、本構成では、共通の画像再構成装置４４にて画像化した後、両者を重ね合わせて、画像表示装置４６にて表示する。

図２７に、リング状の２つの同一の検出リングを平行に配置し、検出器リング間の隙間を可変にしたＰＥＴ装置を、計算機シミュレーションし、画像再構成を行なった例を示す。検出器リングの直径は、Ｄ1＝Ｄ2＝８２７ｍｍ、体軸方向の感度エリア幅はＷ1＝Ｗ2＝１５３ｍｍである。各々の検出器リングは、４．０５ｍｍ（断面方向）×４．３９ｍｍ（体軸方向）×３０ｍｍ（深さ方向）のビスマスゲルマニウムオキサイド（ＢＧＯ）を検出素子とし、それを０．４ｍｍの隙間をおいて８行８列に並べることで１つの検出器ブロックとし、検出器ブロックを１周７２個、体軸方向に４列並べた構成を持つ。検出器リング間の隙間Ｇは、０ｍｍ（隙間無し）、３８ｍｍ、７７ｍｍ、１１５ｍｍ、１５３ｍｍの５通りに変化させた。数値ファントムは、直径２３ｃｍ、体軸長さ４６ｃｍの円筒の内部に、直径９．６ｍｍの球体を３次元的に計２０個配置し、相対的に、円筒全体は相対強度１、２０個の球体には相対強度２の核種を封入した場合をシミュレーションした。これにより、検出器リング間の隙間をＧ＝１５３ｍｍにまで広げても、隙間が無い場合と同等の再構成画像が得られることが確認できた。

図２８に、上記のＰＥＴ装置のパラメータに対して、検出器リング間の隙間Ｇを変化させて、最小の視野領域直径Ｄ及び体軸方向の視野の連続性を調査した結果を示す。最小の視野領域直径Ｄは、隙間無しにおいては検出器リング径と同じＤ＝８２７ｍｍであるが、隙間をＧ＝１５３ｍｍに設定すると、Ｄ＝４１４ｍｍにまで減少する。又、検出器リング間の隙間Ｇ＝１５３ｍｍは、体軸方向に連続して視野が確保される限界でもあり、これ以上大きくすると、体軸方向に連続した視野が確保されなくなることも分かる。

図２９は、検出器リング間の隙間Ｇを変化させた場合の、装置全体の感度を、隙間無しの場合を１００％として相対的にプロットした図である。立体角の変化による若干の感度低下はみられるが、検出器リング間の隙間を広げても、装置感度への影響は少ないことが分かる。

頭部用ＰＥＴ装置の試作機に本発明を実装し、その効果を調査した。画質への影響調査が主目的であることから、機械的に検出器を移動させる代わりに、計測データに擬似的に欠損を与えた。

図３０は、体軸視野１００ｍｍの同一の検出器リング２つを、（Ａ）隙間を空けずに配置した場合と、（Ｂ）６５ｍｍの隙間を空けて配置した場合において、健常者による実験データから３次元の逐次近似法による再構成を行った結果である。図３０（Ｂ）の左図は、隙間領域の断層像であるが、図３０（Ａ）に示す隙間無しの場合と比較して、同等の画質が得られることが分かる。

なお、前記実施形態においては、いずれも検出器リング間が完全なオープンスペースとされていたが、不要なオープンスペースに検出器を配置することによって、装置感度の向上及びＰＥＴ画像の画質改善を図ることができる。

即ち、放射線治療の照射ビームの照射方向を制限できる場合には、図３１に示すように治療ビームの経路を除くスペースに検出器を配置することができる。

又、図３２に示すように、通常のＰＥＴ検査において、患者６の両腕にガントリ６０外部からアクセスできるように、オープンスペースを腕付近の２箇所に限定することもできる。これにより、検査前におけるＰＥＴ薬剤の注入や、ＰＥＴ検査中の血液サンプルの採取等を容易にすることができる。

図３３は、オープンスペースにおいて、不必要なスペースに検出器を配置することによる画質改善の効果を実験によって調査した結果を示す。（Ａ）に示すように、中央の検出器リングを除去したフルオープンスペースの場合、（Ｃ）に示す隙間無しの場合と比較して、図中矢印で示すように、脳の詳細な構造の一部が正しく画像できない場合がある。しかし、（Ｂ）に示すように、２箇所のオープンスペースを除いて検出器を配置したスポットオープンスペースのばあいは、（Ｃ）に示す隙間無しの場合と同様な結果が得られた。

産業上の利用の可能性

本発明は、ＰＥＴ検査中の患者に対して、ガントリ外部からのアクセスを容易にすると共に、癌治療の粒子線ビームの照射や、Ｘ線ＣＴスキャンを可能にするオープンなＰＥＴ装置を提供することができる。

Claims (8)

1. 検出器をリング状または多角形状に密にまたは部分的に配置した複数の検出器リングが、体軸方向に、外部から検査中の患者に対して接近するためのオープンスペースを空けて配置され、
   該オープンスペースを隔てた検出器リングを結ぶ一部または全ての検出器ペアにて同時計数測定を行い、前記オープンスペースにより欠損した情報を、残存する検出器リング間の同時計数線で補って３次元画像再構成を行うことで、
   検出器リング間のオープンスペースを断層像として画像化するようにされていることを特徴とするＰＥＴ装置。
2. 前記オープンスペースを隔てた検出器リングを結ぶ一部または全ての検出器ペアにて同時計数測定を行うだけでなく、同じ検出器リング内の一部または全ての検出器ペアでも同時計数測定を行い、前記オープンスペースにより欠損した情報を、残存する検出器リング間の同時計数線で補って３次元画像再構成を行うことで、各検出器リング内の視野領域とオープンスペースを合わせた連続的な領域を断層像として画像化するようにされていることを特徴とする請求項１記載のＰＥＴ装置。
3. 検出器リング間に確保したオープンスペースのうち、不要なオープンスペースに検出器を配置することによって、装置感度の向上およびＰＥＴ画像の画質改善を図ることを特徴とする請求項１又は２に記載のＰＥＴ装置。
4. 前記オープンスペースで、ガントリ自体が完全または部分的に分離されており、ガントリ外部から患者に対して接近可能とされていることを特徴とする請求項１乃至３のいずれかに記載のＰＥＴ装置。
5. 分離された各々の検出器リングが、前後左右に傾斜する構造、または前後に移動する構造、またはそれら両方を併せた構造を持ち、検出器リングの体軸方向の隙間が可変とされていることを特徴とする請求項１乃至４のいずれかに記載のＰＥＴ装置。
6. 検出器リング間のオープンスペースの少なくとも一部に治療装置が挿入され、治療と同一時刻に同一部位をＰＥＴで確認する治療モニタリングが可能とされていることを特徴とする請求項１乃至５のいずれかに記載のＰＥＴ装置。
7. 検出器リングの隙間領域の少なくとも一部にＸ線ＣＴ装置が設置され、Ｘ線ＣＴと同一時刻に同一部位を画像化できるようにされていることを特徴とする請求項１乃至５のいずれかに記載のＰＥＴ装置。
8. 請求項１乃至７のいずれかに記載のＰＥＴ装置の画像再構成演算に際して、計算もしくは参照するシステムマトリクスを、検出器配置に合わせて変更することを特徴とするＰＥＴ装置の画像再構成方法。

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