CN101862199A - 正电子ct装置和核医学图像生成方法 - Google Patents

正电子ct装置和核医学图像生成方法 Download PDF

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梅原隆哉
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Abstract

本发明提供一种正电子CT装置和核医学图像生成方法。伽马(γ)射线向毗邻的多个闪烁器同时入射时，检测器检测同时入射的伽马射线。位置算出部算出表示所检测的伽马射线的能量的波高的比率。位置算出部求出在多个上述闪烁器内伽马射线分别通过的距离的比率与波高的比率一致的伽马射线的轨迹。位置算出部求出多个闪烁器边界与伽马射线的轨迹的交点而作为伽马射线的通过位置。重构部将通过所算出的通过位置的轨迹作为投影方向而进行逆投影处理。

Description

正电子CT装置和核医学图像生成方法
技术领域
本发明涉及检测从被检体内的放射性同位素(radioactiveisotope)放射出的伽马(γ)射线(gamma rays)的正电子CT装置(Positron Emission Tomography Apparatus)(PET装置)和核医学图像生成方法。
背景技术
PET装置检测从被检体内的放射性同位素放射出的伽马(γ)射线，根据该检测结果生成图像(核医学图像)。在使用PET装置的检查中，向被检体供给作为放射性同位素的氟代脱氧葡萄糖(fluorodexyglucose)(FDG)等正电子放射性核素(Positronradionuclide)。作为示踪物(tracer)使用正电子放射性核素，对被检体内的生物体物质等进行标识。根据放射性同位素的浓度分布取得生理学或生物化学功能而作为数据(data)。该数据作为二维图像数据或三维图像数据来取得。
正电子与自由电子结合而消失时，互相向相反方向放射伽马射线。PET装置检测成对的伽马射线。PET装置根据该检测结果假定在通过放射方向的轨迹上存在放射性同位素。PET装置根据该假定，重构表示放射性同位素的浓度分布的图像数据。由此，操作者不使用外科装置就可以确认被检体内部的病变部位、血流量、或脂肪酸代谢量等。
图1表示PET装置的检测器的结构。检测器并列配置成环状(ring)。在该检测器中，伽马射线入射的多个闪烁器(scintillator)100并列配置在环内周侧。PET装置根据向2个闪烁器100在同一定时(timing)入射的成对(pair)的伽马射线，假定在通过这些2个闪烁器100的轨迹上存在放射性同位素。PET装置根据该假定，生成表示被检体P内的放射性同位素的浓度分布的图像数据。PET装置根据各闪烁器100的位置信息，连结成对的伽马射线入射的2个闪烁器100的位置，将连结线作为伽马射线的放射轨迹而进行逆投影处理。
因此，图像的空间分辨率取决于闪烁器100的大小。将成对的伽马射线入射的2个闪烁器100在伽马射线的放射方向上投影，将投影的区域作为投影带B。从存在于投影带B内的某一位置的放射性同位素放射的伽马射线向2个闪烁器100入射时，无法确定从投影带B内的哪个位置放射出了伽马射线。因此，投影带B的宽度决定图像的空间分辨率。
另外，为了提高检测效率，闪烁器100通常在深度方向上具有20mm至30mm的厚度。因此，当伽马射线对闪烁器100倾斜地入射时，其结果，所取得的图像空间分辨率进一步降低。
为了提高图像的空间分辨率，提出了图2所示的DOI(Depth ofInteraction：作用深度)检测器被配置成环状的PET装置(例如，日本特开2005-090979号公报以及“DOI测定装置”http://www.nirs.go.jp/usr/medical-imaging/ja/study/jPET_D4_2006/p87_90.pdf)。
将环的半径方向定义为深度方向。DOI检测器具备在深度方向层叠的多个闪烁器200。根据该PET装置，由于投影带B并不限定于辐射源的周围，因此提高了图像的空间分辨率。
然而，DOI检测器由于在深度方向配置了多个闪烁器200，因此花费了成本(cost)。
发明内容
本发明的目的在于，提供能够抑制成本的同时提高图像的空间分辨率的PET装置和核医学图像生成方法。
根据本发明的第1实施方式提供一种正电子CT装置，是根据从被检体内的放射性同位素发射的伽马射线的检测结果生成图像的正电子CT装置，其特征在于，包括：
检测器，具有将入射的上述伽马射线变换为与上述伽马射线的能量对应的光量的光的多个闪烁器，该检测器围绕上述被检体并列配置成环状；
位置算出部，根据上述伽马射线向毗邻的多个上述闪烁器同时入射而上述检测器检测同时入射的上述伽马射线的检测结果，算出上述伽马射线的通过位置；以及
重构部，通过将通过上述算出的上述通过位置的轨迹作为投影方向而进行逆投影处理，重构上述被检体内的上述放射性同位素的浓度分布的上述图像。
根据该第1实施方式，伽马射线向毗邻的多个闪烁器同时入射时，根据检测器的检测结果，算出伽马射线的通过位置。由此，可以与DOI检测器相比抑制成本，并且与以往的PET装置相比提高图像的空间分辨率。
本发明的第2实施方式的一种核医学图像生成方法，该核医学图像生成方法通过围绕被检体并列配置成环状的检测器，检测从上述被检体内的放射性同位素发射的伽马射线，根据上述检测器的检测结果生成图像，其中上述检测器具有将入射的上述伽马射线变换为与上述伽马射线的能量对应的光量的光的多个闪烁器，
上述核医学图像生成方法的特征在于：
根据上述伽马射线向毗邻的多个上述闪烁器同时入射而上述检测器检测同时入射的上述伽马射线的检测结果，算出上述伽马射线的通过位置，
通过将通过上述算出的上述通过位置的轨迹作为投影方向而进行逆投影处理，重构上述被检体内的上述放射性同位素的浓度分布的上述图像。
附图说明
图1表示以往的PET装置的检测器。
图2表示DOI检测器。
图3表示PET装置的结构。
图4表示PET装置所具备的检测器的结构。
图5表示伽马射线向1个闪烁器入射时的检测状态。
图6表示伽马射线以通过毗邻的2个闪烁器的方式入射时的检测状态。
图7表示伽马射线以通过毗邻的2个闪烁器的方式入射时的第2检测状态。
图8为表示伽马射线以通过毗邻的3个闪烁器的方式入射时的检测状态。
图9表示相对于闪烁器的深度方向的伽马射线的数量的曲线图。
图10为表示PET装置的动作的一例子的流程图(flow chart)。
图11为表示PET装置的动作的一例子的流程图。
图12表示单个(single)信息的列表(list)。
具体实施方式
参照附图说明与本发明的实施方式相关的PET装置以及核医学图像的生成方法。
图3所示的PET装置1检测从被检体P内的放射性同位素放射出的伽马射线。PET装置1根据检测结果，生成被检体P内的图像。
作为放射性同位素，可以使用氟代脱氧葡萄糖等正电子放射性核素。
从正电子放射性核素放射出的正电子与附近的自由电子结合而消失时，互相向相反方向(180°反方向)放射511keV的伽马射线。PET装置1检测该伽马射线。PET装置1通过辨别在同一定时入射的伽马射线，决定伽马射线的入射方向。PET装置1假定在该入射方向的轨迹上存在放射性同位素，通过逆投影处理重构图像。对于入射前经过康普顿散射(Compton scatteting)的伽马射线的入射方向，存在与此处的放射方向不同的情况。PET装置1除了入射定时(timing)以外，通过辨别具有康普顿边界(Compton edge)以上的能量(energy)的伽马射线，也可以提高决定入射方向的精度。
PET装置1生成的图像为将通过伽马射线的入射方向的轨迹的重叠程度作为象素值的数据。在该图像中表示了被检体P内的放射性同位素的浓度分布。
PET装置1具备多个检测器10、床20、时间戳(time stamp)部30、单个信息收集部40、同时判定部50、能量辨别部60、位置算出部70、重合(coincidence)信息收集部80、以及图像重构部90。
多个检测器10并列配置成环状。如图4所示，各检测器10具备并列配置在环内周侧的多个闪烁器11。检测器10为象素(pixel)型检测器。闪烁器11将入射的伽马射线变换为与该伽马射线的能量对应的光量的光。
闪烁器11的面积为4mm×4mm或1.6mm×1.6mm等。闪烁器11的深度方向的深度优选为20mm以下。10mm以下更优选。作为闪烁器11，对具有511keV能量的伽马射线可以使用检测效率高且没有溶解性(deliquescent)的结晶。例如，LSO(Lu2SiO5)或BGO(Bi4Ge3O12)等作为闪烁器来使用。在各闪烁器11之间配置遮光的板状反射器(reflector)12。通过反射器12，各闪烁器11被隔开。
在各闪烁器11的背面，对每个闪烁器11配置光波导13。并且，在各闪烁器11的背面，隔着光波导13，对每个闪烁器11配置光电倍增管(photomultiplier tube)(PMT)14。即，检测器10具备多个闪烁器11、多个光波导13、以及多个光电倍增管14。对每个闪烁器11配置光波导13与光电倍增管14。光电倍增管14将光变换为与光量对应的电信号。光电倍增管14为位置感应型光电倍增管(position sensitivePhotomultiplier Tube)。光电倍增管14将闪烁器11输出的光与光量对应地分别变换为电信号。也可以使用位置感应型硅(silicon)检测器来代替光电倍增管14。
检测器10将向闪烁器11入射的伽马射线变换为在波长420nm附近具有峰值(peak)的光。检测器10将该光通过光电倍增管14变换为与光量对应的电信号并加以输出。该电信号中包含表示伽马射线入射的闪烁器11的位置的位置信息、和表示通过闪烁器11变换为光的伽马射线的能量的能量信息。能量信息表示电信号的波高(waveheight)。
在床20上载置被检体P。被检体P被插入到检测器10的环的内侧。向被检体P预先供给放射性同位素。检测器10环状围绕被检体P，检测从该被检体P内放射出的伽马射线。
时间戳部30具有计时器(timer)。时间戳部30标记表示从检测器10输出的电信号是何时被检测的电信号的检测定时信息。
单个信息收集部40包含存储器(memory)。存储器存储在从伽马射线的检测开始到检测结束期间生成的全部单个信息。单个信息为经由模拟(analog)-数字(digital)变换器将从检测器10与时间戳部30输出的电信号数字化的数据。即，单个信息包含入射的伽马射线的能量信息、表示伽马射线入射的闪烁器11的位置的位置信息、以及检测定时信息。伽马射线的能量信息为表示该能量的波高值e被变换为10比特(bit)等数字波高值e的值。
同时判定部50选择检测定时为同时的单个信息，将该选择的单信息的组(group)输出到能量辨别部60。同时，检测定时信息表示的定时时间差，例如与10ns程度以内的情况相一致。同时判定部50预先保持表示规定时间差的定时窗口(timing window)。同时判定部50将处于定时窗口内的单个信息的组输出到能量辨别部60。
在同时判定部50辨别的单个信息组中包含通过成对的伽马射线的各自一个伽马射线分别向相对的2个闪烁器11入射所生成的单个信息。并且，在单个信息组中还包含通过伽马射线横穿毗邻的多个闪烁器11，在伽马射线的轨迹L上产生一些光电效应、康普顿散射以及电子对生成而所生成的多个单个信息。
能量辨别部60除了包含作为经过在向闪烁器11入射之前所产生的康普顿散射的伽马射线的检测结果的单个信息组，将除此以外的单个信息的组输出到位置算出部70。
能量分辨部60预先保持表示能量范围的能量范围信息。该能量范围为康普顿边界以上、且包含511keV的范围。
在同一检测器10中，伽马射线只向1个闪烁器11入射时，能量辨别部60判定作为该闪烁器11的检测结果的单个信息所示的能量值是否包含在能量范围信息所示的范围内。
在同一检测器10中，伽马射线向毗邻的多个闪烁器11同时入射时，能量辨别部60算出作为各闪烁器11的检测结果的各单个信息所示的能量的总计。能量辨别部60判定能量总计是否包含在能量范围信息所示的范围内。因为由在毗邻的多个闪烁器11内产生的全部光电效应、康普顿散射以及电子对生成所产生的伽马射线的能量总计只要在康普顿边界以上，各闪烁器11的检测结果就不是在向检测器10入射之前康普顿散射产生的结果。在同一检测器10中，伽马射线向毗邻的多个闪烁器11同时入射的情况与伽马射线的轨迹L横穿多个闪烁器11的情况相一致。
具体而言，能量辨别部60对毗邻的多个闪烁器11分别总计单个信息的能量信息所示的波高值e。能量辨别部60判定各总计是否都包含在能量范围信息所示的范围内。如果对某组的全部判定结果都包含在能量范围信息所示的范围内，则能量辨别部60将该单个信息的组输出到位置算出部70。
位置算出部70算出互相向相反方向(180°反方向)放射的伽马射线通过的位置。在同一检测器10内，伽马射线向毗邻的多个闪烁器11同时入射时，位置算出部70使用这些闪烁器11的位置信息与能量信息，算出伽马射线的通过位置。在同一检测器10内，伽马射线向毗邻的多个闪烁器11同时入射的情况为，在同组中存在具有位置信息所示的位置相毗邻的关系的多个单个信息的情况。
图5至图8表示位置算出部70的算出概念。图5表示在同一检测器10内伽马射线只向1个闪烁器11入射的情况。图6表示在同一检测器10内伽马射线以通过毗邻的2个闪烁器11的方式入射的情况。图7表示伽马射线的入射方向与图6中的入射方向相反的情况。在图7中，向各闪烁器11入射的伽马射线的能量相同。图8表示在同一检测器10内伽马射线以通过毗邻的3个闪烁器11的方式入射的情况。
如图5所示，针对在同一检测器10内，伽马射线只向1个闪烁器11入射的情况进行说明。即，针对在同一组中不存在具有位置信息所示的位置相毗邻的关系的单个信息的情况进行说明。
位置算出部70通过组合与单个信息中包含的位置信息对应地预先保持的通过位置信息、单个信息中包含的能量信息、和检测定时信息，来生成新的单个信息。预先保持的通过位置信息例如为伽马射线入射的闪烁器11的中心坐标。
如图6所示，针对在同一检测器10内伽马射线向毗邻的2个闪烁器11同时入射的情况进行说明。即，针对在同一组中存在具有位置信息所示的位置相毗邻的关系的2个单个信息的情况进行说明。
位置算出部70根据作为毗邻的2个闪烁器11的各自的检测结果的能量信息，算出向毗邻的2个闪烁器11分别入射的伽马射线的波高值e的比率。位置算出部70在伽马射线以横穿毗邻的2个闪烁器11的方式通过时，求出各闪烁器11中的伽马射线的通过距离的比率与波高值e的比率一致的轨迹L。位置算出部70求出毗邻的2个闪烁器11的边界与轨迹L的交点(分割点)J而作为通过位置。在该实施方式中，如果沿着伽马射线的入射方向在各点上以同一概率产生康普顿散射的前方散射，则推定能量信息的波高值与通过距离成比例。不论伽马射线以怎样的角度入射到闪烁器11都可以推定通过该通过位置。位置算出部70根据该推定，求出交点(分割点)J。
位置算出部70预先保持毗邻的2个闪烁器11的边界上端以及边界下端的坐标信息。位置算出部70算出两能量信息所示的波高值e的比率。位置算出部70通过按照波高值e的比率分割由边界上端与边界下端夹着的线段，从而求出分割点J的坐标信息。位置算出部70将分割点J的坐标信息作为通过位置信息，将两能量信息的总和作为新的能量信息。位置算出部70通过组合通过位置信息、新的能量信息以及两个单个信息中包含的检测定时信息中的任何一个，生成新的单个信息。
如图6以及图7所示，即使伽马射线从不同方向向毗邻的2个闪烁器11入射，也存在输出的能量信息相同的情况。位置算出部70在算出分割点J的坐标信息之前，使用成对的伽马射线中的另一伽马射线入射的闪烁器11的位置信息，概略地辨别相对于毗邻的2个闪烁器11的一个伽马射线的入射方向。
位置算出部70根据通过检测成对的伽马射线中的另一伽马射线所生成的单个信息中包含的位置信息所示的位置包含在下述区域中的哪一侧的区域内，改变分割中的比率的应用状态，上述区域是由毗邻的2个闪烁器11和与毗邻的2个闪烁器11相对配置的闪烁器11夹着的区域。比率的应用状态为从边界上端按照a∶b分割还是按照b∶a分割。例如，位置算出部70可以通过比较与毗邻的2个闪烁器11相对配置的闪烁器11的位置信息所示的位置、与通过检测成对的伽马射线的另一伽马射线所生成的单个信息中包含的位置信息所示的位置的大小，来求出比率的应用状态。
当概略地辨别出入射方向时，位置算出部70求出以下所示的比率。位置算出部70通过使用该比率，在深度方向分割毗邻的2个闪烁器11的边界，取得分割点J的坐标信息。
如下所示该比率。
(向配置在入射方向前侧的闪烁器11的伽马射线的能量的波高值e)∶(向里侧的闪烁器11入射的伽马射线的能量的波高值e)。
如图8所示，针对在同一检测器10内伽马射线向毗邻的3个闪烁器11同时入射的情况进行说明。
位置算出部70根据作为毗邻的3个闪烁器11的各自的检测结果的能量信息，算出向毗邻的3个闪烁器11分别入射的伽马射线的能量的波高值e的比率。位置算出部70在伽马射线以横穿毗邻的3个闪烁器11的方式通过时，求出各闪烁器11中的伽马射线的通过距离的比率与波高值e的比率一致的轨迹L。位置算出部70算出毗邻的3个闪烁器11的边界与轨迹L的交点(分割点)J而作为通过位置。
位置算出部70预先保持毗邻的2个闪烁器11的边界上端以及边界下端的坐标信息。位置算出部70算出3个能量信息所示的波高值e的比率。位置算出部70按照波高值e的比率分割由边界上端与边界下端夹着的各线段。在各边界上，分别求出各2个点的分割点J，但是伽马射线的通过位置对于每个边界为1个部位。位置算出部70概略地判定伽马射线的入射方向。位置算出部70分别选择位于入射方向前侧的边界的上端侧的分割点J与位于入射方向里侧的边界的下端侧的分割点J。位置算出部70将选择的2个分割点定义为伽马射线的通过位置。另外，位置算出部70也可以将所选择的分割点中的一个的分割点定义为伽马射线的通过位置。
位置算出部70当在同一组中算出伽马射线的通过位置时，通过组合通过位置信息、能量信息以及检测定时信息生成重合(coincidence)信息。位置算出部70将重合信息输出到重合信息收集部80。重合信息为包含分别表示位于成对的伽马射线的轨迹L上的2个以上的通过位置的各通过位置信息、表示成对的伽马射线的两者能量的能量信息以及成对的伽马射线的检测定时信息的数据。
重合信息收集部80包含存储器。重合信息收集部80存储在从伽马射线的检测开始到结束的期间生成的全部的重合信息。
图像重构部90计数(count)全部的通过位置信息相同的重合信息。图像重构部90生成与计数的数和通过位置信息相关联的投影数据。图像重构部90通过对投影数据进行逆投影处理生成图像。作为逆投影处理，应用滤波反投影方法(Filtered Back Projection Method)或OS-EM(Ordered Subset Expectation Maximization：有序子集最大期望值法)重构法等即可。图像重构部90根据逆投影处理生成表示被检体P内的放射性同位素的浓度分布的图像。
在上述例子中，位置算出部70推定出能量的波高值e与通过距离成比例，从而求出伽马射线的通过位置(分割点J)。
也可以不使用该推定，而使用其他方法求出伽马射线的通过位置。
例如，位置算出部70根据向毗邻的多个闪烁器11入射的伽马射线的能量与各闪烁器11的阻止本领(stopping power)α，也可以求出伽马射线的通过位置。
参照图9，针对使用阻止本领α求出伽马射线的通过位置的方法进行说明。作为一个例子，如图6所示，针对在同一检测器10内伽马射线向毗邻的2个闪烁器11同时入射的情况进行说明。
图9为表示相对于闪烁器11的深度方向(x方向)的伽马射线数的曲线图(graph)。横轴(x轴)表示闪烁器11的深度方向。纵轴(N)表示伽马射线数。
在图9中，深度方向中的位置x为毗邻的2个闪烁器11的边界上的位置，相当于从边界的上端深度为D1的位置。深度D1与深度D2的总计相当于闪烁器11的深度方向的厚度。
向闪烁器11入射的伽马射线按照由闪烁器11的材料所决定的阻止本领α，沿着闪烁器11的厚度方向逐渐减少。
2个闪烁器11中的伽马射线的能量损失通过下面的式(1)来表示。
式(1)
Figure GSA00000081510700111
= ( ∫ O X e - 1 α x dx ) : ( ∫ X Y e - 1 α x dx )
= [ - α · e - 1 α x ] O X : [ - α · e - 1 α x ] X Y
α表示由闪烁器11的材料所决定的阻止本领。阻止本领α为已知值。
第1闪烁器1l相当于在图6中配置在左侧的闪烁器11。第2闪烁器11相当于在图6中配置在右侧的闪烁器11。
上述式(1)表示第1闪烁器11中的伽马射线的能量损失与第2闪烁器11中的伽马射线的能量损失的比。
即，式(1)如图6所示，表示伽马射线向配置在左侧的闪烁器11(第1闪烁器11)入射，从第1闪烁器11出来之后，向配置在右侧的闪烁器11(第2闪烁器11)入射时的状态。
位置算出部70根据使用阻止本领α表示的式(1)与向各闪烁器11入射的伽马射线的能量，求出边界上的深度方向的位置X。
如上所述，单个信息中包含表示伽马射线入射的闪烁器11的位置的位置信息与表示伽马射线的能量的能量信息。
位置算出部70通过将单个信息中包含的位置信息与能量信息代入式(1)，求出边界上的深度D1的位置。
更具体而言，位置算出部70通过将向第1闪烁器11入射的伽马射线的能量、向第2闪烁器11入射的伽马射线的能量与闪烁器11的阻止本领α代入式(1)，来求出边界上的深度D1的位置X。
位置算出部70将边界上的深度D1的位置X作为伽马射线的通过位置。
如上所述，也可以按照理论上表示的式(1)，求出伽马射线的通过位置。通过使用闪烁器11的阻止本领α能够更正确地求出伽马射线的通过位置。
另外，即使在同一检测器10内伽马射线向毗邻的3个闪烁器11同时入射的情况，也可以使用阻止本领α，来求出伽马射线的通过位置。即，位置算出部70根据分别向毗邻的3个闪烁器11入射的伽马射线的能量与闪烁器11的阻止本领α，求出伽马射线的通过位置。
在该实施方式中，可以按照波高值e与通过距离成比例的推定，求出伽马射线的通过位置，也可以按照使用阻止本领α所示的式(1)，求出伽马射线的通过位置。
操作者也可以使用未图示的操作部，选择求出伽马射线的通过位置的方法。
参照图10以及图11，针对PET装置1的动作的一个例子(核医学图像的生成方法)进行说明。
图10表示从步骤S01到步骤S07的处理。
图11表示从步骤S08到步骤S16的处理。
首先，从被检体P内成对的伽马射线分别向相反方向放射，检测器10检测伽马射线(S01)。
由时间戳部30标记了检测定时的单个信息被存储到单个信息收集部40(S02)。
PET装置当计时一定的时间时，结束伽马射线的检测(S03)。或者，PET装置也可以当计数了一定的计数数时，结束伽马射线的检测。
当伽马射线的检测结束时，同时判定部50从单个信息收集部40中检索包含在时间窗口内的单个信息组(S04)。
能量辨别部60从组中提取出位置信息表示毗邻关系的多个单个信息。能量辨别部60对各单个信息所示的能量进行总计(S05)。
能量辨别部60判定能量总计是否包含在能量范围信息所示的范围内(S06)。
位置算出部70根据位置信息所示的毗邻关系，将组分成为小组(S07)。位置算出部70将组分成位置信息表示毗邻关系的小组与位置信息所示的位置孤立的小组。位置算出部70对每个小组算出通过位置。
在只有1个单个信息属于小组中时(S08，“否”)，位置算出部70决定与该单个信息中包含的位置信息对应地预先保持的坐标信息作为伽马射线的通过位置(S09)。
在多个单个信息属于小组中时(S08，“是”)，位置算出部70概略地决定伽马射线的入射方向(S10)。例如，位置算出部70将与位于这些单个信息中的任何一个中包含的位置信息所示的位置的闪烁器11相对的闪烁器11的位置信息、与其他小组的单个信息中包含的位置信息比较。位置算出部70通过位置信息所示的位置的大小关系，决定伽马射线的入射方向。
位置算出部70算出属于小组的多个单个信息所示的波高值e的比率(S11)。以下表示波高值e的比率。
(向入射方向前侧的闪烁器11入射的伽马射线的波高值e)∶(向里侧的闪烁器11入射的伽马射线的波高值e)。
位置算出部70通过按照在S11算出的比率分割预先保持的边界上端与边界下端之间的线段，算出分割点J的坐标信息。位置算出部70决定分割点J而作为通过位置(S12)。
在小组中包含3个以上的单个信息时(S13，“是”)。位置算出部70在从入射方向的前侧的边界向里侧的边界的方向上，从位于最浅位置的分割点开始一个一个地依次选择位于深位置处的分割点。位置算出部70将所选择的分割点中的某一个作为代表分割点。位置算出部70决定代表分割点J而作为通过位置(S14)。
位置算出部70当算出通过位置时(S09、S12、S14)，生成包含通过位置信息的重合信息(S15)。位置算出部70将重合信息存储到重合信息收集部80。
图像重构部90通过使用重合信息收集部80所记录的重合信息进行逆投影处理，重构图像(S16)。
参照图6-图8以及图12，具体说明PET装置1进行的处理的具体例子。图12表示单个信息的列表。
图12所示的编号(number)01与编号02与编号03表示互相向相反方向(180°反方向)放射的成对的伽马射线被检测的结果。编号01以及编号02的各自的单个信息，如图6所示，表示通过伽马射线向毗邻的2个闪烁器11入射所取得的结果。编号01、编号02以及编号03的各自的单个信息包含伽马射线的检测定时在各单个信息中大致同时的检测定时信息T1。编号01的单个信息包含位置信息P1。编号02的单个信息包含位置信息P2。位置信息P1所示的位置与位置信息P2所示的位置存在毗邻关系。
设为作为编号01的能量信息E(波高值e)与编号02的能量信息2E(波高值e)的总计的能量信息3E包含在能量范围信息所示的范围内。另外，设为编号03的能量信息3E(波高值e)包含在能量范围信息所示的范围内。
此时，编号01、编号02以及编号03的各自的单个信息作为同一组被输出到位置算出部70。
配置在编号03的位置信息P100所示的位置处的闪烁器11与配置在位置信息P2所示的位置处的闪烁器11相比，被配置在在位置信息P1所示的位置配置的闪烁器11侧。
编号01的位置信息P1与编号02的位置信息P2表示毗邻关系。因此，位置算出部70使编号01的单个信息与编号02的单个信息包含在同一小组中。
编号03的位置信息P100所示的位置与位置信息P1所示的位置以及位置信息P2所示位置中的任何一个都不毗邻。因此，位置算出部70使编号03的单个信息包含在其他小组中。
位置算出部70对各小组算出伽马射线的通过位置。
位置信息P100表示伽马射线从配置在位置信息P1所示的位置处的闪烁器11侧入射的情况。因此，位置算出部70求出在深度方向按(1∶2)分割闪烁器11的边界上端的坐标(X1，Y1)与边界下端坐标(X1，Y2)之间的线段的分割点J(X1，Y3)。即，位置算出部70运算Y3＝(2×Y1+Y2)/3。另外，闪烁器11的边界上端的坐标(X1，Y1)与边界下端的坐标(X1，Y2)根据位置信息P1与位置信息P2来规定。位置算出部70决定分割点J(X3，Y3)而作为由编号01、编号02以及编号03的各自的单个信息所示的成对的伽马射线中的一个的伽马射线的通过位置。
图12所示的编号04、编号05与编号06表示互相向相反方向(180°反方向)放射的成对的伽马射线被检测的结果。如图7所示，编号04以及编号05的各自的单个信息表示通过伽马射线向毗邻的2个闪烁器11入射而取得的结果。
编号04、编号05与编号06的各自的单个信息包含伽马射线的检测定时在各单个信息中大致同时的检测定时信息T2。编号04的单个信息包含位置信息P4。编号05的单个信息包含位置信息P5。位置信息P4所示的位置与位置信息P5所示的位置存在毗邻关系。
设为作为编号04的能量信息E(波高值e)与编号05的能量信息2E(波高值e)的总计的能量信息3E包含在能量范围信息所示的范围内。另外，设为编号06的能量信息3E(波高值e)包含在能量范围信息所示的范围内。
此时，编号04、编号05与编号06的各自的单个信息作为同一组被输出到位置算出部70。
配置在编号06的位置信息P30所示的位置处的闪烁器11与配置在位置信息P4所示的位置处的闪烁器11相比，被配置在在位置信息P5所示的位置处配置的闪烁器11侧。
编号04的位置信息P4与编号05的位置信息P5表示毗邻关系。因此，位置算出部70使编号04的单个信息与编号05的单个信息包含在同一小组中。
编号06的位置信息P30所示的位置与位置信息P4所示的位置以及位置信息P5所示位置中的任何一个都不毗邻。因此，位置算出部70使编号06的单个信息包含在其他小组中。
位置算出部70对各小组算出伽马射线的通过位置。
位置信息P30表示伽马射线从配置在位置信息P5所示的位置处的闪烁器11侧入射的情况。因此，位置算出部70求出在深度方向按(2∶1)分割闪烁器11的边界上端的坐标(X4，Y4)与边界下端的坐标(X4，Y5)之间的线段的分割点J(X4，Y6)。即，位置算出部70运算Y6＝(Y4+2×Y5)/3。另外，闪烁器11的边界上端的坐标(X4，Y4)与边界下端的坐标(X4，Y5)根据位置信息P4与位置信息P5来规定。位置算出部70决定分割点J(X4，Y6)而作为由编号04、编号05与编号06的各自的单个信息所示的伽马射线对中的一个伽马射线的通过位置。
图12所示的编号07、编号08、编号09与编号10表示互相向相反方向(180°反方向)放射的成对的伽马射线被检测的结果。如图9所示，编号07、编号08、编号09的各自的单个信息表示通过伽马射线向毗邻的3个闪烁器11入射而取得的结果。编号07、编号08、编号09以及编号10的各自的单个信息包含伽马射线的检测定时在各单个信息中大致同时的检测定时信息T3。编号07的单个信息包含位置信息P7。编号08的单个信息包含位置信息P8。编号09的单个信息包含位置信息P9。
设为作为编号07的能量信息E(波高值e)、编号08的能量信息2E(波高值e)与编号09的能量信息(0.5E)的总计的能量信息(3.5E)包含在能量范围信息所示的范围内。另外，设为编号10的能量信息3E(波高值e)包含在能量范围信息所示的范围内。
此时，编号07、编号08、编号09与编号10的各自的单个信息作为同一组被输出到位置算出部70。
配置在编号10的位置信息P110所示的位置处的闪烁器11与配置在位置信息P9所示位置处的闪烁器11相比，被配置在在位置信息P7所示的位置处配置的闪烁器11侧。
编号07的位置信息P7、编号08的位置信息P8与编号09的位置信息P9表示毗邻关系。因此，位置算出部70使编号07、编号08、编号09的各自的单个信息包含在同一组中。
编号10的位置信息P110所示的位置与位置信息P7所示的位置与位置信息P9所示的位置中的任何一个都不毗邻。因此，位置算出部70使编号10的单个信息包含在其他小组中。
位置算出部70对各小组算出伽马射线的通过位置。
位置信息P110表示伽马射线从配置在位置信息P7所示的位置的闪烁器11侧入射的情况。因此，位置算出部70在各自的边界上求出在深度方向按(1∶2∶0.5)分割边界B1与边界B2的分割点J。边界B1上端的坐标(X7、Y7)与下端的坐标(X7、Y8)根据位置信息P7与位置信息P8来规定。边界B2上端的坐标(X9、Y9)与下端的坐标(X9、Y10)根据位置信息P8与位置信息P9来规定。在边界B1与边界B2上能够分别存在2个分割点。但是，位置信息P110表示伽马射线从配置在位置信息P7所示位置处的闪烁器11侧伽入射的情况。因此，对于边界B1，将上端侧的分割点J(X7、Y11)作为分割点。对于边界B2，将下端侧的分割点J(X9、Y12)作为分割点。或者，也可以求出分割点J(X7、Y11)以及分割点J(X9、Y12)中的某一个点作为分割点。
即，位置算出部70运算Y11＝(2.5×Y7+Y8)/3.5。并且，位置算出部70运算Y12＝(0.5×Y9+3×Y10)/3.5。
位置算出部70决定分割点J(X7、Y11)或分割点J(X9、Y12)而作为由编号07、编号08以及编号09的各自的单个信息所示的伽马射线对中的一个伽马射线的通过位置。或者，位置算出部70也可以决定分割点J(X7、Y11)以及分割点J(X9、Y12)这两个点而作为一个伽马射线的通过位置。
如上所述，根据伽马射线向毗邻的多个闪烁器11同时入射的结果，算出伽马射线的通过位置。由此，可以与DOI检测器相比抑制成本，并且与以往的PET装置相比提高图像的空间分辨率。
另外，将闪烁器11的厚度方向的厚度设为20mm以下，优选设为10mm以下。由此，容易向闪烁器11的外面释放在闪烁器11内产生的康普顿散射中的后方散射。其结果，可以进一步使在通过放射性同位素的位置与算出的通过位置的轨迹上的各点上以同一概率检测伽马线的假设与检测结果相匹配。因此，提高伽马射线的通过位置的算出精度。
闪烁器11将伽马射线变换为与能量对应的光量的光。检测器10具备位置感应型光电倍增管14。位置感应型光电倍增管14与各闪烁器11对应地光学结合。位置感应型光电倍增管14将各闪烁器11输出的光与光量对应地变换为电信号。由此，可以独立地取得各闪烁器11的输出，提高伽马射线的通过位置的算出精度。

Claims (20)

1.一种正电子CT装置，是根据从被检体内的放射性同位素发射的伽马射线的检测结果生成图像的正电子CT装置，其特征在于，包括：
检测器，具有将入射的上述伽马射线变换为与上述伽马射线的能量对应的光量的光的多个闪烁器，该检测器围绕上述被检体并列配置成环状；
位置算出部，根据上述伽马射线向毗邻的多个上述闪烁器同时入射而上述检测器检测同时入射的上述伽马射线的检测结果，算出上述伽马射线的通过位置；以及
重构部，通过将通过上述算出的上述通过位置的轨迹作为投影方向而进行逆投影处理，重构上述被检体内的上述放射性同位素的浓度分布的上述图像。
2.根据权利要求1所述的正电子CT装置，其特征在于：
上述位置算出部在上述伽马射线向毗邻的2个上述闪烁器同时入射时：
算出表示由上述检测器检测的上述伽马射线的能量的波高的比率，
算出上述伽马射线分别通过上述2个上述闪烁器内的距离的比率与上述波高的比率一致的上述伽马射线的轨迹，
算出上述毗邻的上述2个闪烁器的边界与上述轨迹的交点，
将上述交点作为上述通过位置。
3.根据权利要求1所述的正电子CT装置，其特征在于：
上述位置算出部在上述伽马射线向毗邻的3个上述闪烁器同时入射时：
算出表示由上述检测器检测的上述伽马射线的能量的波高的比率，
算出上述伽马射线分别通过上述3个闪烁器内的距离的比率与上述波高的比率一致的上述伽马射线的轨迹，
算出上述毗邻的3个上述闪烁器的各边界与上述轨迹的交点，
将上述各边界上的上述交点作为上述通过位置。
4.根据权利要求1所述的正电子CT装置，其特征在于：
上述位置算出部在上述伽马射线向毗邻的2个上述闪烁器同时入射时：
根据表示由上述检测器检测的上述伽马射线的能量的波高与上述2个闪烁器的阻止本领，算出上述毗邻的上述2个闪烁器的边界上的上述伽马射线的上述通过位置。
5.根据权利要求1所述的正电子CT装置，其特征在于：
上述位置算出部在上述伽马射线向毗邻的3个上述闪烁器同时入射时：
根据表示由上述检测器检测的上述伽马射线的能量的波高与上述3个闪烁器的阻止本领，算出上述毗邻的上述3个闪烁器的各边界上的上述伽马射线的上述通过位置。
6.根据权利要求2所述的正电子CT装置，其特征在于：
上述位置算出部根据与毗邻的上述2个闪烁器同时入射上述伽马射线的其他闪烁器的位置，判别向上述毗邻的上述2个闪烁器入射的上述伽马射线的入射方向，并且
上述位置算出部根据方向与上述入射方向一致的上述伽马射线的上述轨迹，算出上述通过位置。
7.根据权利要求1所述的正电子CT装置，其特征在于：
上述位置算出部在上述伽马射线向毗邻的2个上述闪烁器同时入射时：
算出表示由上述检测器检测的上述伽马射线的能量的波高的比率，
算出在上述2个闪烁器的边界上在深度方向按照上述比率分割上述闪烁器的位置而作为上述通过位置。
8.根据权利要求1所述的正电子CT装置，其特征在于：
上述位置算出部在上述伽马射线向毗邻的3个上述闪烁器同时入射时：
算出表示由上述检测器检测的上述伽马射线的能量的波高的比率，
分别算出作为上述3个闪烁器的各边界上的各1点的、在深度方向按照上述比率分割上述闪烁器的位置而作为上述通过位置。
9.根据权利要求7所述的正电子CT装置，其特征子在于：
上述位置算出部根据与毗邻的上述2个闪烁器同时入射上述伽马射线的其他闪烁器的位置，判别向上述毗邻的上述2个闪烁器入射的上述伽马射线的入射方向，
上述位置算出部求出表示向位于上述入射方向的前侧的上述闪烁器入射的上述伽马射线的能量的波高、与表示向上述入射方向的里侧的上述闪烁器入射的上述伽马射线的能量的波高的比率，并且
上述位置算出部算出在上述深度方向按照上述比率分割上述闪烁器的位置而作为上述通过位置。
10.根据权利要求1所述的正电子CT装置，其特征在于：
上述闪烁器的深度方向的厚度为10mm以下。
11.根据权利要求1所述的正电子CT装置，其特征在于：
上述检测器还具备位置感应型的光电倍增管，
上述位置感应型的光电倍增管分别与上述各闪烁器对应地光学结合，并将上述各闪烁器输出的光与光量对应地变换为电信号；
上述检测器输出上述电信号而作为上述检测结果。
12.根据权利要求1所述的正电子CT装置，其特征在于：
上述位置算出部在同时向上述毗邻的上述多个闪烁器入射的上述伽马射线的能量的总和相当于康普顿边界以上的能量时，根据上述检测结果算出上述通过位置。
13.一种核医学图像生成方法，该核医学图像生成方法通过围绕被检体并列配置成环状的检测器，检测从上述被检体内的放射性同位素发射的伽马射线，根据上述检测器的检测结果生成图像，其中上述检测器具有将入射的上述伽马射线变换为与上述伽马射线的能量对应的光量的光的多个闪烁器，
上述核医学图像生成方法的特征在于：
根据上述伽马射线向毗邻的多个上述闪烁器同时入射而上述检测器检测同时入射的上述伽马射线的检测结果，算出上述伽马射线的通过位置，
通过将通过上述算出的上述通过位置的轨迹作为投影方向而进行逆投影处理，重构上述被检体内的上述放射性同位素的浓度分布的上述图像。
14.根据权利要求13所述的核医学图像生成方法，其特征在于：
在上述伽马射线向毗邻的2个上述闪烁器同时入射时：
算出表示由上述检测器检测的上述伽马射线的能量的波高的比率，
算出上述伽马射线分别通过上述2个上述闪烁器内的距离的比率与上述波高的比率一致的上述伽马射线的轨迹，
算出上述毗邻的上述2个闪烁器的边界与上述轨迹的交点，
将上述交点作为上述通过位置。
15.根据权利要求13所述的核医学图像生成方法，其特征在于：
在上述伽马射线向毗邻的3个上述闪烁器同时入射时：
算出表示由上述检测器检测的上述伽马射线的能量的波高的比率，
算出上述伽马射线分别通过上述3个闪烁器内的距离的比率与上述波高的比率一致的上述伽马射线的轨迹，
算出上述毗邻的3个上述闪烁器的各边界与上述轨迹的交点，
将上述各边界上的上述交点作为上述通过位置。
16.根据权利要求13所述的核医学图像生成方法，其特征在于：
在上述伽马射线向毗邻的2个上述闪烁器同时入射时：
根据表示由上述检测器检测的上述伽马射线的能量的波高与上述2个闪烁器的阻止本领，算出上述毗邻的上述2个闪烁器的边界上的上述伽马射线的上述通过位置。
17.根据权利要求13所述的核医学图像生成方法，其特征在于：
在上述伽马射线向毗邻的3个上述闪烁器同时入射时：
根据表示由上述检测器检测的上述伽马射线的能量的波高与上述3个闪烁器的阻止本领，算出上述毗邻的上述3个闪烁器的各边界上的上述伽马射线的上述通过位置。
18.根据权利要求14所述的核医学图像生成方法，其特征在于：
根据与毗邻的上述2个闪烁器同时入射上述伽马射线的其他闪烁器的位置，判别向上述毗邻的上述2个闪烁器入射的上述伽马射线的入射方向，并且
根据方向与上述入射方向一致的上述伽马射线的上述轨迹，算出上述通过位置。
19.根据权利要求13所述的核医学图像生成方法，其特征在于：
在上述伽马射线向毗邻的2个上述闪烁器同时入射时：
算出表示由上述检测器检测的上述伽马射线的能量的波高的比率，
算出在上述2个闪烁器的边界上在深度方向按照上述比率分割上述闪烁器的位置而作为上述通过位置。
20.根据权利要求13所述的核医学图像生成方法，其特征在于：
在上述伽马射线向毗邻的3个上述闪烁器同时入射时：
算出表示由上述检测器检测的上述伽马射线的能量的波高的比率，
分别算出作为上述3个闪烁器的各边界上的各1点的、在深度方向按照上述比率分割上述闪烁器的位置而作为上述通过位置。
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