JP4997603B2 - 陽電子画像の感度を向上させる方法及び装置 - Google Patents

Description

本願発明は、陽電子消滅に伴い放出される５１１ｋｅＶを中心とする２本のガンマ線を同時計測して得られる陽電子画像の信号雑音比を高め、陽電子画像の感度を向上させる方法に関するものである。

陽電子断層撮影（ＰＥＴ）をはじめとする陽電子を用いた医学画像診断装置は、陽電子放出核種で標識された薬剤を生体内に投与し、陽電子と生体内の電子が消滅する際に放出するガンマ線を検出して、放射性薬剤の体内分布を求めている。

陽電子画像の取得は、陽電子―電子対消滅に伴いほぼ１８０度反対方向に放出されるエネルギー５１１ｋｅＶを中心とする２本の消滅ガンマ線を同時計測することに基づいている。２本の消滅ガンマ線を対向する２つの検出器で同時計測した場合、真の同時計数として認識され、検出器を結ぶ直線上（ＬＯＲ：line of response）で陽電子が消滅したとする。被検体の周囲には検出器対が多数配置されているため、ＬＯＲが多数得られる。ＬＯＲを定義する検出器の位置情報から再構成法によって陽電子画像が得られる。

従来の方法は、対向する２つの検出器を用いて、５１１ｋｅＶを中心とするエネルギーウィンドーでエネルギー弁別された消滅ガンマ線対が一定の時間範囲内（時間窓）に入ったとき、同時計測とする。

しかし、検出器のエネルギー分解能が有限であるだけでなく、短時間でデータを得るために、また被検体の被曝量を低減化するために、エネルギーウィンドーを拡げて同時計数値を稼いで測定している。

そのため、計測された同時計測値の中には、偶発同時計数や散乱同時計数など、真の陽電子対消滅によるガンマ線以外の光子が含まれる。これらは、陽電子画像再構成の際に感度（信号雑音比（Ｓ／Ｎ比））劣化の原因となるとともに計測の定量性劣化にも大きく影響する。

これまでに、ガンマ線を幾何学的にコリメートする方法（特許文献１参照）や、分解能は高いが検出効率が低い半導体検出器を用いる方法（非特許文献1参照）によって、解像度を向上させることが試みられている。

しかし、これらの方法では、検出されるガンマ線の数が減少するため、データの統計的変動が大きくなり、感度が劣化する。感度を向上させるため平滑化処理などを行うと、解像度が劣化するといった不具合が生じていた。
特許第３５５５２７６号明細書 Nuclear Instruments and Methods in Physics Research、A576、435〜440 (2007)

従来の陽電子画像取得技術においては、対向する２つの検出器を用いて５１１ｋｅＶを中心とするエネルギーウィンドーでエネルギー弁別された消滅ガンマ線対が同時計数回路によって一定の時間範囲内（時間窓）に信号を検知した場合、同時計数としている。

しかし、以下のような現象に起因するイベントが陽電子対消滅に起因するものではなくても真のイベントとして認識されるため、２本のガンマ線を検出した２つの検出器で定義されるＬＯＲが真の対消滅座標から逸脱する。そのため、得られる陽電子画像の解像度、感度が劣化している。

消滅ガンマ線が被検体内部でコンプトン散乱によって進行方向を変え、同時計数として認識される場合がある。これを散乱同時計数という。散乱同時計数は、本来その位置にないガンマ線を計測することになるためノイズの原因となっている。

さらに、以下のような現象に起因するイベントが、ノイズの原因となる。そのため、得られる陽電子画像の解像度、感度が劣化している。

ガンマ線検出器が短時間に多くのガンマ線を計測すると、あたかもこれらのガンマ線のエネルギーの和に等しい1本のガンマ線が検出されたかのようなパルスが発生する。このような現象をパイルアップ効果という。散乱により方向とエネルギーが変化したガンマ線が関与するパイルアップ効果は、偽のＬＯＲ情報を生じさせる。さらに、医療の現場で発生する他の放射線や自然放射線などバックグラウンド放射線もノイズの原因となる。

上で述べたような散乱同時計数やパイルアップ効果によって引き起こされる偽の同時計数値、ノイズの効果を取り除いて陽電子画像の感度を向上させるために、対向する２つのガンマ線検出器で同時計測された２つの消滅ガンマ線に対して、従来法のエネルギーウィンドーに加えて信号のエネルギー和とエネルギー差を用いてウィンドーを設定する。

陽電子画像から散乱同時計数、パイルアップ、バックグラウンド放射線によって引き起こされるノイズの効果が低減され、陽電子画像の感度を向上させることができる。

以下に、図面を用いて、本願発明を実施するための最良の形態を説明する。

まず、従来の方法について、図1を用いて説明する。従来の陽電子画像取得技術においては、対向する２つの検出器を用いてそれぞれ５１１ｋｅＶを中心とするエネルギーウィンドーでエネルギー弁別された消滅ガンマ線対が、同時計数回路によって一定の時間範囲内（時間窓）に信号を検知した場合、真の同時計数値とみなしている。そのときの検出器対の位置を記録し、多数の検出器対から得られたＬＯＲ情報の再構成によって、陽電子画像を得る。

図２を用いて、信号雑音比（Ｓ／Ｎ比）を向上させる方法について説明する。対向した２つの検出器で測定されたガンマ線のエネルギーをＸ、Ｙとする。今、エネルギー分解能ΔＥが図２の点線で示された円で表せるとする。従来法においては、シングル測定の分解能を基に、図２の破線で示された１辺ΔＥのボックスウィンドーを設定し、その範囲内の同時計数をカウントする。しかし、これでは、分解能からはみ出した部分（図２のＡのところ）のノイズもカウントされてしまう。そこで、Ｘ、Ｙの他にＸ＋ＹとＸ−Ｙを求め、これらについて1辺の長さが√（２）ΔＥのボックスウィンドー
を設定すると、実線で示された四角のようになる。そこで、破線のボックスウィンドーと実線のボックスウィンドーの両方で囲まれた部分（8角形）の同時計数カウントをとることにする。こうすると、最初のウィンドーに含まれていたＡの部分が除去されて、ほとんど円形の内部のみ（８角形と円のずれは若干あるが）のカウントだけを取り出せる。これにより、体内散乱などによってエネルギー低下した散乱ガンマ線による散乱同時計数やパイルアップ効果を低減することができる。さらに、医療の現場で発生する他の放射線や自然放射線を低減することができる。従って、Ｓ／Ｎ比を向上させることができる。この原理は、計測する全ての検出器について一般的である。

図３に示した計測システムを用いて、対向する２つのガンマ線検出器で同時計測された２つのガンマ線のエネルギーを同時計測した。

散乱体としてアルミ単結晶を用いた。２枚のアルミ単結晶試料で２０マイクロキュリーの陽電子放出線源ナトリウム２２をサンドイッチした。２０マイクロキュリーは、通常の陽電子画像取得の際に用いられる線源強度よりも遙かに弱いため、散乱同時計数、パイルアップの効果は少ないはずである。そのため、性能評価を行う条件としては、ＰＥＴ等で用いられている条件よりも厳しいと言える。

ガンマ線検出器は、ＢＧＯ（ビスマス・ゲルマニウム・オキサイド）シンチレータと光電子増倍管からなる。２つの検出器ＸとＹで２本の消滅ガンマ線を検出し、増幅器（Ａｍｐ）によって増幅した後、同時計数回路により時間窓３００ns内に２本のガンマ線が入った場合に計測される。アナログ／デジタル変換回路（ＡＤＣ）内蔵型２次元マルチチャンネルアナライザー（ＭＣＡ）により検出器ＸとＹのエネルギースペクトルが２次元表示される。アルミ単結晶を散乱体として得られた２次元画像を例として図４に示す。

図４の２次元スペクトルにおいて、２本の５１１ｋｅＶガンマ線によるピークが同心円状になっていることがわかる。波線で示された従来のボックスウィンドーではノイズが入り込む。従来のボックスウィンドーに加えて、実線で示されたガンマ線信号のエネルギー和とエネルギー差を用いて設定されたボックスウィンドーを設定することによって、真円に近いエネルギーウィンドーを設定できるので、ノイズを低減することができる。

同様の実験をＢａＦ_２(フッ化バリウム)シンチレータと光電子増倍管からなるガンマ線検出器についても行った。アルミ単結晶を散乱体として得られた２次元画像を例として図５に示す。

図５の２次元スペクトルにおいて、２本の５１１ｋｅＶガンマ線によるピークが同心円状になっていることがわかる。波線で示された従来のボックスウィンドーではノイズが入り込む。従来のボックスウィンドーに加えて、実線で示されたガンマ線信号のエネルギー和とエネルギー差を用いて設定されたボックスウィンドーを設定することによって、真円に近いエネルギーウィンドーを設定できるので、ノイズを低減することができる。

従来のＰＥＴ装置においては、複数の検出器を用いて一対の消滅ガンマ線をある時間窓で同時計測し、両検出器を結ぶ直線（ＬＯＲ: line of response）上に等しい確率で薬剤の存在を仮定している。これに対して、ＴＯＦ−ＰＥＴは一対のガンマ線の検出時間差を計測することで、薬剤の直線上の位置情報を得ることができるため、画質の向上が期待されている。また、ＤＯＩ−ＰＥＴ装置では、３次元位置検出器によってガンマ線が入射したシンチレータの深さ位置の位置情報が同定できる。深さ位置情報がわかれば、周辺部での解像度劣化解消が期待できる。

本発明は、従来型の人体用ＰＥＴ装置、小動物用ＰＥＴ装置、次世代型の人体用ＤＯＩ−ＰＥＴ装置、小動物用ＤＯＩ−ＰＥＴ装置、人体用ＴＯＦ−ＰＥＴ装置、小動物用ＴＯＦ−ＰＥＴ装置を含む全ての陽電子イメージング装置に適用でき、Ｓ／Ｎ比の向上が可能になる。ＬＳＯ、ＧＳＯ、ＢＧＯ、ＰＷＯ等のシンチレータ、ＣｄＴｅ半導体検出器、Ｇｅ半導体検出器等を用いた陽電子画像装置、その他のこれに類する装置全てにおいて利用可能である。

従来の陽電子画像取得システム。対向する２つの検出器を用いて５１１ｋｅＶを中心とするエネルギーウィンドーでエネルギー弁別された消滅ガンマ線対が同時計数回路によって一定の時間範囲内（時間窓）に信号を検知した場合に真の同時計数値として認識される。 対向した２つの検出器で測定されたガンマ線のエネルギーをＸ、Ｙとする。今、エネルギー分解能ΔＥが点線で示された円で表せるとする。従来法では、シングル測定の分解能を基に、破線で示された１辺ΔＥのボックスウィンドーを設定し、その範囲内の同時計数をカウントする。しかし、これでは、分解能からはみ出した部分（Ａのところ）のノイズもカウントされてしまう。そこで、Ｘ、Ｙの他にＸ＋ＹとＸ−Ｙを求め、これらについて１辺の長さが√（２）ΔＥのボックスウィンドー を設定すると、実線で示された四角のようになる。そこで、破線のボックスウィンドーと実線のボックスウィンドーの両方で囲まれた部分（８角形）の同時計数カウントをとることにする。こうすると、最初のウィンドーに含まれていたＡの部分が除去されて、ほとんど円形の内部のみ（８角形と円のずれは若干あるが）のカウントだけを取り出せる。これにより、体内散乱などによってエネルギー低下した散乱ガンマ線による散乱同時計数やパイルアップ効果を低減することができる。さらに、医療の現場で発生する他の放射線や自然放射線を低減することができる。従って、Ｓ／Ｎ比を向上させることができる。
計測システム。本システムは、２つの消滅ガンマ線を２つのガンマ線検出器で同時計測するものである。ガンマ線検出器（ＰＭＴ）は、ＢＧＯシンチレータ（又はＢａＦ_２シンチレータ）と光電子増倍管からなる。２つの検出器ＸとＹで２本の消滅ガンマ線を検出し、増幅器（Ａｍｐ）によって増幅した後、Ａ／Ｄコンバータ内蔵型同時計数回路により時間窓３００ns内に２本のガンマ線が入った場合に計測される。Ａ／Ｄコンバータ内蔵型２次元ＭＣＡにより検出器ＸとＹのエネルギースペクトルが２次元表示される。 アルミ単結晶を散乱体として得られた２次元画像。ガンマ線検出器ＸとＹに対応し、Ｘ軸、Ｙ軸として２次元表示されている。シンチレータとしては、ＢＧＯを用いている。ボックスの中心座標は、(５１１ｋｅＶ、５１１ｋｅＶ)に相当する。 アルミ単結晶を散乱体として得られた２次元画像。ガンマ線検出器ＸとＹに対応し、Ｘ軸、Ｙ軸として２次元表示されている。シンチレータとしては、ＢａＦ_２を用いている。ボックスの中心座標は、(５１１ｋｅＶ、５１１ｋｅＶ)に相当する。

Claims (4)

1. 陽電子画像形成方法において、対向する検出器により検出される中心エネルギーが５１１ｋｅＶの２つの信号について、該２つの信号のエネルギーＸ（ｋｅＶ）とＹ（ｋｅＶ）がそれぞれ５１１ｋｅＶを中心とする所定のエネルギー範囲ΔＥ（ｋｅＶ）にあり、該２つの信号のエネルギーの和及び差が下記数１の式で表されるエネルギー範囲にある信号を陽電子消滅ガンマ線信号と判定することを特徴とする陽電子画像形成方法。
   
2. 請求項１に記載された陽電子画像形成方法において、上記信号は、陽電子と生体内の電子が消滅する際に放出するガンマ線信号であることを特徴とする陽電子画像形成方法。
3. 陽電子画像形成装置において、対向する検出器により検出される中心エネルギーが５１１ｋｅＶの２つの信号について、該２つの信号のエネルギーＸ（ｋｅＶ）とＹ（ｋｅＶ）がそれぞれ５１１ｋｅＶを中心とする所定のエネルギー範囲ΔＥ（ｋｅＶ）である窓及び該２つの信号のエネルギーの和及び差が下記数１の式で表されるエネルギー範囲である窓を形成し、該二つの窓を通過した信号を陽電子消滅ガンマ線信号と判定することを特徴とする陽電子画像形成装置。
   
4. 請求項３に記載された陽電子画像形成装置において、上記信号は、陽電子と生体内の電子が消滅する際に放出するガンマ線信号であることを特徴とする陽電子画像形成装置。