JP2004061113A

JP2004061113A - ポジトロンｃｔ装置の３次元画像再構成方法及びその装置

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Publication number: JP2004061113A
Application number: JP2002215364A
Authority: JP
Inventors: Keiji Kitamura; 北村　圭司
Original assignee: Shimadzu Corp
Current assignee: Shimadzu Corp
Priority date: 2002-07-24
Filing date: 2002-07-24
Publication date: 2004-02-26
Anticipated expiration: 2022-07-24
Also published as: JP4238534B2

Abstract

【課題】収集メモリの利用効率を高めるとともに画像化までの時間を短縮することができるポジトロンＣＴ装置の３次元画像再構成方法を提供する。
【解決手段】移動時に各位置で得たサイノグラムｑ_ｋのうち、その直前の移動の位置におけるサイノグラムｑ_ｋ−１は、各リングに隣接する各リングペアのものと重複するので、重複するものは加算してゆく。その際に、既に加算が終了したサイノグラムについては順次に読み出し、束ね処理によって２Ｄ平行サイノグラムにデータを変換する。加算が終了したサイノグラムについては順次読み出すので、収集メモリに保持しておく必要がなく、収集メモリの記憶領域を再利用することができ、利用効率を高めることができる。
【選択図】　　　　図３

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
この発明は、被検体内に分布するポジトロン放射性ＲＩの分布画像を得るためのポジトロンＣＴ装置の３次元画像再構成方法及びその装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
３ＤポジトロンＣＴ装置は、２ＤポジトロンＣＴ装置に設けられているスライスサセプタがなく感度が相対的に高いので、被検体の全身スキャンを行う際には２ＤポジトロンＣＴ装置に比較して、薬剤の投与量を少なくしてもＳ／Ｎの高い画像を短時間で得ることができる。
【０００３】
しかしながら、３ＤポジトロンＣＴ装置では、体軸方向の端のスライスほど感度が低下するので、マルチリング型検出器を、体軸方向の視野ごとにベッドを移動させる従来の収集方法では、感度ムラが生じる。そのため、再構成に使うデータの最大リング差（最大受容角）を制限、例えば、端の検出器のデータを収集しないようにして、感度を均一に近づける必要があるが、検出器全体の感度が犠牲になり、広い立体角を有するというポジトロンＣＴ装置の利点を十分に活用することができなくなるという問題がある。
【０００４】
この問題を解決する一手法として、ベッドを連続的に移動させつつ収集すれば、最大受容角を制限することなく、広い体軸方向視野を維持して均一な感度を得ることができる方法が提案されている（［１］Ｃｈｅｒｒｙ　ＳＲ，　Ｄａｈｌｂｏｍ　ｍ，　Ｈｏｆｆｍａｎ　ＥＪ：Ｈｉｇｈ　ｓｅｎｓｉｔｉｖｉｔｙ，　ｔｏｔａｌ　ｂｏｄｙ　ＰＥＴ　ｓｃａｎｎｉｎｇ　ｕｓｉｎｇ　３Ｄ　ｄａｔａ　ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ　ａｎｄｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ，　ＩＥＥＥ　Ｔｒａｎｓ　Ｎｕｃｌ　Ｓｃｉ　３９：　１０８８−１０９２，　１９９２，　［２］Ｄａｈｌｂｏｍ　Ｍ，　Ｒｅｅｄ　Ｊ，　Ｙｏｕｎｇ　Ｊ：　Ｉｍｐｌｅｍｅｎｔａｔｉｏｎ　ｏｆ　ｔｒｕｅ　ｃｏｎｔｉｎｕｏｕｓ　２Ｄ／３Ｄ　ｗｈｏｌｅ　ｂｏｄｙ　ＰＥＴ　Ｓｃａｎｎｉｎｇ　．　ＩＥＥＥ　Ｔｒａｎｓ　Ｎｕｃｌ　Ｓｃｉ　４８：　１４６５−１４６９，　２００１）。
【０００５】
しかしながら、上記方法では、多大な収集メモリを必要とし、収集後の処理時間も膨大になるという欠点があるので、収集を行いながら各位置のサイノグラムを加算し、新たなデータ空間を構築するという方法が提案されている（特開２００１−１９４４５９号公報）。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、このような従来例の場合には、次のような問題がある。
すなわち、従来の連続収集方法では、データ収集後に一括して再構成に係る処理を行うので、収集中は全てのデータを一旦保持しておく必要があって収集メモリの利用効率が悪いという問題がある。また、データ処理の対象が膨大であるので、検査終了後からＲＩ分布画像が得られるまでに長時間を要するという問題がある。
【０００７】
また、従来の連続収集方法では、リング差ごとにデータの収集回数が異なるので、各サイノグラムを収集回数で規格化して再構成に使用すると、画像のノイズがかえって増大するという問題がある。
【０００８】
この発明は、このような事情に鑑みてなされたものであって、加算し終えたサイノグラムから順次に読み出すことにより、収集メモリの利用効率を高めるとともに画像化までの時間を短縮することができるポジトロンＣＴ装置の３次元画像再構成方法及びその装置を提供することを目的とする。
【０００９】
また、この発明のもう一つの目的は、リング差に応じた束ね処理を施すことにより、ノイズが少ない高品質のＲＩ分布画像を得ることができるポジトロンＣＴ装置の３次元画像再構成方法及びその装置を提供することを目的とする。
【００１０】
【課題を解決するための手段】
この発明は、このような目的を達成するために、次のような構成をとる。
【００１１】
すなわち、請求項１に記載の発明は、リング型検出器を軸方向に積層してなるマルチリング型検出器と、被検体が載置されたベッドとを連続的に相対移動させつつ、各位置におけるリングペアの同時計数データを収集して得られるサイノグラムに基づきＲＩ分布画像を再構成するポジトロンＣＴ装置の３次元画像再構成方法において、移動時の各位置にて得たサイノグラムを、その直前の移動の位置におけるサイノグラムに対して、各リングに隣接する各リングペアのものとして加算しながらデータを収集する際に、前記加算が終了したサイノグラムを順次に読み出しながら、束ね処理によって２Ｄ平行サイノグラムにデータを変換することを特徴とするものである。
【００１２】
（作用・効果）移動時に各位置で得たサイノグラムのうち、その直前の移動の位置におけるサイノグラムは、各リングに隣接する各リングペアのものと重複するので、重複するものは加算してゆく。その際に、既に加算が終了したサイノグラムについては順次に読み出し、束ね処理によって２Ｄ平行サイノグラムにデータを変換する。加算が終了したサイノグラムについては順次読み出すので、収集メモリに保持しておく必要がなく、収集メモリの記憶領域を再利用することができ、利用効率を高めることができる。また、最終的に読み出すサイノグラムを少なくできるので、画像化までの時間を短縮化することができる。
【００１３】
また、請求項１に記載のポジトロンＣＴ装置の３次元画像再構成方法において、前記束ね処理は、サイノグラムをリング差に応じた重み付けで加算することが好ましい（請求項２）。
【００１４】
（作用・効果）連続収集においては一般的に、リング差が小さいリングペアのサイノグラムに比較して、リング差が大きいリングペアによるサイノグラムにはノイズが多い。そこで、２Ｄ変換を行う束ね処理において、リング差に応じた重み付けを行うことにより、一律に束ねる処理を行う場合に比較してＳ／Ｎを高めることができる。したがって、ノイズが少ない高品質のＲＩ分布画像を得ることができる。
【００１５】
また、請求項３に記載の発明は、リング型検出器を軸方向に積層してなるマルチリング型検出器と、被検体が載置されたベッドとを移動手段によって連続的に相対移動させつつ、各位置におけるリングペアの同時計数データをデータ収集手段が収集して得られるサイノグラムに基づき、再構成手段によってＲＩ分布画像を再構成するポジトロンＣＴ装置において、前記データ収集手段は、移動時の各位置にて得たサイノグラムを、その直前の移動の位置におけるサイノグラムに対して、各リングに隣接する各リングペアのものとして加算しながらデータを収集し、前記再構成手段は、前記加算が終了したサイノグラムを順次に読み出しながら、束ね処理によって２Ｄ平行サイノグラムにデータを変換することを特徴とするものである。
【００１６】
（作用・効果）マルチリング型検出器とベッドとを移動手段によって相対移動させながら、データ収集手段によって各位置で収集したサイノグラムのうち、その直前の移動の位置におけるサイノグラムは、各リングに隣接する各リングペアのものと重複するので、重複するものは加算してゆく。その際に、既に加算が終了したサイノグラムについては、再構成手段が順次に読み出し、束ね処理によって２Ｄ平行サイノグラムにデータを変換する。加算が終了したサイノグラムについては順次読み出すので、収集メモリに保持しておく必要がなく、収集メモリの記憶領域を再利用することができ、利用効率を高めることができる。また、最終的に再構成手段へ読み出すサイノグラムを少なくできるので、画像化までの時間を短縮化が可能である。
【００１７】
また、請求項３に記載のポジトロンＣＴ装置において、前記束ね処理は、サイノグラムをリング差に応じた重み付けで加算することが好ましい（請求項４）。
【００１８】
【発明の実施の形態】
以下、図面を参照してこの発明の一実施例を説明する。
図１及び図２はこの発明の一実施例に係り、図１は実施例に係るポジトロンＣＴ装置の概略構成を示すブロック図であり、図２は移動する被検体とマルチリング型検出器との位置関係を示す模式図である。
【００１９】
中央部に開口を有するガントリ１は、放射線検出器をリング状に配列してなるリング型検出器３を備えている。マルチリング型検出器５は、例えば、６層分のリング型検出器３（符号＃１〜＃６）を、ガントリ１の開口に沿った軸方向に積層されて構成されている。各リング型検出器３は、検出器中心間の間隔が距離σとなるように積層されている。
【００２０】
ガントリ１の正面側には、ガントリ１の開口に進退可能なベッド７と、このベッド７を図中の二点鎖線矢印方向に進退駆動するベッド移動装置９とが配備されている。ベッド７の進退駆動は、ガントリに１の開口中心に合わせられた体軸ＭＰに沿って移動制御部１１により制御される。
【００２１】
なお、ベッド移動装置９と移動制御部１１がこの発明における移動手段に相当する。
【００２２】
マルチリング型検出器５は、上述したように第１層＃１〜第６層＃６のリング型検出器３により構成されている。同時計数は、第１層＃１〜第６層＃６の各層内の円周方向に並ぶ各放射線検出器の間及び各層＃１〜＃６間の放射線検出器の間において行われる。この同時計数は、同時計数データ収集部１３によって行われる。同時計数は、リング型検出器３の第１層＃１と第２層＃２による場合、第１層＃１と第３層＃３とによる場合、第１層＃１と第４層＃４による場合、第１層＃１と第５層＃５による場合、第１層＃１と第６層＃６による場合など、図２において各リング型検出器３を結ぶ線で示すように、各リングペアの組み合わせごとに行われる。つまり、同時計数は、リングをまたぐリング型検出器３間でも行われるので、その同時計数線は各リングペアの組み合わせごとに存在する。
【００２３】
図３及び図４を参照する。
なお、図３は、マトリクスをずらしながら加算することを説明するための模式図であり、（ａ）は連続収集による相対移動を示し、（ｂ）は各位置にて得られた傾斜サイノグラムについて、得られるマトリクスをずらしながら加算してゆくことを示し、（ｃ）はその際に順次読み出されるマトリクスの一部を示す模式図である。また、図４（ａ）は連続収集による相対移動を示し、図４（ｂ）は傾斜サイノグラムから変換される２Ｄ平行サイノグラムを示す模式図である。
【００２４】
ここでは、例えば、図３（ａ）に示すように検出器間隔σでベッド７がマルチリング型検出器５に対して移動される連続収集を行うものとする。この場合、同時計数データ収集部１３によって収集されたベッド７の各位置における同時計数データは、図３（ｂ）のｒ_１×ｒ_２のマトリックスのように表されるが、これがその都度サイノグラムとしてデータ収集メモリ１５に転送されて記憶される。このようにして転送されたサイノグラムは、その直前の移動の位置におけるサイノグラムに対して、各リング層に隣接する各リングペアのものとして加算される。その際には、図３（ｂ）及び（ｃ）に示すように、処理部１７により、加算が終了したサイノグラムを順次に読み出しながら束ね処理が行われ、図４（ａ）及び（ｂ）に示すように、２Ｄ平行サイノグラムへの変換が行われる。
【００２５】
このように、図３（ｂ）に示すサイノグラムから図４（ｂ）に示す２Ｄ平行サイノグラムに変換した後、処理部１７は特定スライスのＲＩ分布画像を再構成して表示部１９に表示する。
【００２６】
なお、同時計数データ収集部１３とデータ収集メモリ１５がこの発明におけるデータ収集手段に相当し、処理部１７が再構成手段に相当する。
【００２７】
次に、上述した同時計数データ収集部１３と、データ収集メモリ１５と、処理部１７における協働処理の詳細について、一般化した変換式を交えながら説明する。
【００２８】
Ｎ層のリング型検出器３を備えているポジトロンＣＴ装置では、各ベッド７の位置ｋごとにＮ^２個のサイノグラムｑ_ｋ（ｓ，φ，ｒ，Δｒ）が得られる。ここで、符号ｓ及びφは、サイノグラムの動径方向と方位角であり、ｒ＝ｒ_１＋ｒ_２は体軸ＭＰ方向のスライス・インデックスであり、Δｒ＝ｒ_１−ｒ_２はリング差である。
【００２９】
説明の理解を容易にするために、連続収集時にはリング型検出器３の間隔（幅σ）と同じ間隔でサンプリングを行うものとする。この場合には、図３（ｂ）のようなデータ空間が得られる。この図から明らかなように、隣り合ったサイノグラムは重複して収集されるので、これらをリアルタイムで加算しながら新たなサイノグラム群ｐ_ｈ（ｓ，φ，δｒ）を形成する。ここでｈ＝０，……，Ｎ＋ｎ−２は、図３（ａ）及び図４（ａ）に示すように、ｎステップの連続収集を行った場合に得られる仮想リング・インデックスである。このとき各サイノグラムは、次の（１）式で表すことができる。
【００３０】
【数１】

【００３１】
ここでΔｒ＝（ｒ_１−ｒ_２）＝０，±１，±２，……，±Δｒ_ｍａｘ、ｋ_ｍｉｎ＝ｍａｘ｛０，ｈ−（Ｎ−１−｜Δｒ｜）｝、ｋ_ｍａｘ＝ｍｉｎ｛ｈ，ｎ−１｝、Ｋ＝ｋ_ｍａｘ−ｋ_ｍｉｎ＋１、Δｒ_ｍａｘは再構成に使用される最大リング差である。新たなサイノグラム群ｐ_ｈ（ｓ，φ，Δｒ）は加算回数Ｋによって規格化されており、加算回数Ｋは両端の（Ｎ−１）個のデータセット（ｈ＜Ｎ−１もしくはｈ＞ｎ−１）を除くと、リング差Δｒに反比例している。
【００３２】
図３（ｂ）では、各サイノグラムｑ_ｋを小さな正方形で表し、データの加算回数Ｋに応じてハッチングによる濃淡をつけている。また、サイノグラムのデータセットｐ_ｈ（ｓ，φ，Δｒ）の一つは、図３（ｃ）に示すように、Ｌの字状で例示され、１ステップごとに加算が終了したデータセットが生成される。
【００３３】
連続収集で得られた傾斜サイノグラム（図３（ｂ））を２Ｄ平行サイノグラム（図４（ｂ））に変換するために、次の（２）式のように対称なリングペアを組み合わせてｐ_ｈ（ｓ，φ，Δｒ）をフーリエ変換してＰ（ω，ｋ，ｚ，δ）とする。
【００３４】
【数２】

【００３５】
ここで符号ｋ、ωはそれぞれｓ，φの周波数成分であり、ｚ＝σ（２ｈ＋Δｒ＋１）／２はリング間の中心スライス位置であり、δ＝σΔｒ／２Ｒはリング差で決まる傾斜角のタンジェントであり、Ｒはリング型検出器３のリング半径である。
【００３６】
ＦＯＲＥ（Ｆｏｕｒｉｅｒ　ｒｅｂｉｎｎｉｎｇ）法では、次の（３）式を用いて２Ｄ平行サイノグラムのフーリエ変換Ｐ_ｒｅｂ（ｋ，ω，ｚ）に傾斜サイノグラムを変換する。
【００３７】
【数３】

【００３８】
上記（３）式は、傾斜角が比較的小さいときに成立する近似式である。それに対して、正確なｒｅｂｉｎｎｉｎｇ（束ね）法であるＦＯＲＥ−Ｊ（Ｆｏｕｒｉｅｒ　ｒｅｂｉｎｎｉｎｇ　ｕｓｉｎｇ　Ｊｏｈｎ’ｓ　ｅｑｕａｔｉｏｎ）法の関係式は、次の（４）式で与えられる。
【００３９】
【数４】

【００４０】
ここで、ｚ_０＝ｚ＋（ｋ／ω）δである。
【００４１】
３ＤポジトロンＣＴ装置では、上記（４）式を、リング差で決まる傾斜角のタンジェントδの上限δ_ｍａｘまで積分することにより、ｐ_ｒｅｂ（ｋ，ω，ｚ）のＳ／Ｎを向上させる。連続収集におけるδ_ｍａｘは、（Ｎ＋ｎ−１）リングの仮想検出器で最大リング差Δｒ_ｍａｘのデータを収集した場合と同じである。
【００４２】
上記（３）式の処理は、一つのデータセットｐ_ｈ（ｓ，φ，Δｒ）のみ独立して処理することが可能である。また、上記（４）式の処理は、ｚ方向の２階微分を含んでいるが、例えば、ｚ方向に隣り合うサイノグラムに［１，−２，１］の係数を乗じて加算することで算出できるので、ｎステップの連続収集を行った場合に得られる仮想リング・インデックスｈの前後のサイノグラムのみ利用することで処理が可能である。
【００４３】
したがって、各サイノグラムｐ_ｈ（ｓ，φ，Δｒ）をベッド７の移動に合わせて順次に読み出しながら処理をすることができる。読み出したメモリ領域を次のデータセットの収集に再利用することにより、各サイノグラムｐ_ｈ（ｓ，φ，Δｒ）の収集の加算回数は最大Ｎ回であるので、（Ｎ＋１）（２Ｎ−１）個のサイノグラム分のメモリがあれば十分であり、このサイズはベッド７の移動回数に依存しない。束ね処理が完了した２Ｄ平行サイノグラムは、順次に２Ｄ再構成法によってＲＩ分布画像である断層像に再構成される。
【００４４】
また、上記の束ね処理においては、次のように処理することが好ましい。
すなわち、リング差の異なるサイノグラムを同じ重みで加算するのではなく、加算回数Ｋが多いサイノグラムに対しては、より大きな重み付けを与えるのである。これによってノイズを最小に抑制することができる。
【００４５】
この場合には、リング差に応じた重みＷ（δ）を導入し、上記（４）式を、リング差に応じて決まる傾斜角のタンジェントδについて積分することによって、次の（５）式が得られる。
【００４６】
【数５】

【００４７】
上記（５）式は、リング差に応じた重みＷ（δ）＝１のとき、通常のＦＯＲＥ−Ｊ法に一致する。また、右辺の被積分項の第２項を無視すると、重み付けＦＯＲＥ法となる。リング差の異なるサイノグラムの分散の比は、加算回数Ｋのみで決まると考えると、リング差に応じた重みＷ（δ）はリング差に反比例するように次の（６）式で与えることができる。
【００４８】
【数６】

【００４９】
但し、実測データでは、偶発同時計数、吸収・散乱、検出器感度などの補正により、分散が変化する可能性もあるので、実測データのノイズ特性を考慮した重みを使用するのが好ましい。
【００５０】
上述したように、移動時に各位置で得たサイノグラムｑ_ｋのうち、その直前の移動の位置におけるサイノグラムｑ_ｋ−１は、各リングに隣接する各リングペアのものと重複するので、重複するものは加算してゆく。その際に、既に加算が終了したサイノグラムについては順次に読み出し、束ね処理によって２Ｄ平行サイノグラムにデータを変換する。加算が終了したサイノグラムについては順次読み出すので、収集メモリに保持しておく必要がなく、収集メモリの記憶領域を再利用することができ、利用効率を高めることができる。また、最終的に読み出すサイノグラムを少なくできるので、画像化までの時間を短縮化することができる。
【００５１】
次に、図５及び図６を参照してノイズに対する評価を行う。なお、図５は収集方法の差異によるノイズ評価を示すグラフである。
【００５２】
この評価では、体軸ＭＰの方向に十分に長い２０ｃｍ径の円筒ファントムデータをシミュレーションした。その際、１ステップあたり約６００万の総カウントに相当するＰｏｉｓｓｏｎノイズを発生させ、１４５ステップの連続収集データを生成してある。そして、再構成画像の各スライス上にとった８ｃｍ径の円形関心領域内の標準偏差を計算した。
【００５３】
実際、上記の手法を採用すると、図５に示すように、体軸方向の広い範囲にわたって均一な感度を得ることができる。この図５には、全カウントが連続収集と同じになるように設定した６ステップの離散収集の結果もあわせて表示してあるが、最大リング差を制限したにも係わらず、感度の不均一性が残っている。
【００５４】
図６を参照する。なお、図６は束ね処理の差異によるノイズ評価を示すグラフである。この評価では、体軸ＭＰの方向における中心付近６０スライスの標準偏差を平均し、束ね処理に使う最大リング差を変えた場合のノイズ比較を行った。
【００５５】
この図から明らかなように、重み付けなしの場合、あるリング差まではＳ／Ｎが向上するが、それ以降は逆にノイズが増大することがわかる。その一方、重み付けを採用した場合には、最大リング差まで使用した場合のノイズが最小になっている。また、ＦＯＲＥ−Ｊ法とＦＯＲＥ法との両者では、ほとんどノイズの大きさには差異が生じないことがわかる。
【００５６】
なお、この発明は上述した実施例に限定されるものではなく、以下のように変形実施が可能である。
【００５７】
（１）上述した実施例では、束ね処理の際にサイノグラムに対してリング差に応じた重み付けを行っているが、リング差によるノイズが許容できる場合等においては重み付けを行う必要はない。その場合には、処理が簡易化できるので、ＲＩ分布画像の再構成を高速化することができる。
【００５８】
（２）上記の例では、連続移動時のデータ採取サンプリング間隔として検出器リング幅に一致するように説明したが、異なる間隔でデータ採取を行うようにしてもよい。
【００５９】
（３）検出器としては上述したマルチリング型検出器５に限定されるものではなく、一定間隔のサンプリングで３次元計測が可能な全ての検出器形態に適用することができる。
【００６０】
（４）マルチリング型検出器５に対してベッド７を進退移動する構成に代えて、ベッド７に対してマルチリング型検出器５を進退移動させる構成を採用してもよい。
【００６１】
【発明の効果】
以上の説明から明らかなように、この発明によれば、移動時に各位置で得たサイノグラムのうち、その直前の移動の位置におけるサイノグラムは、各リングに隣接する各リングペアのものと重複するので、重複するものは加算してゆく。その際に、既に加算が終了したサイノグラムについては順次に読み出し、束ね処理によって２Ｄ平行サイノグラムにデータを変換する。加算が終了したサイノグラムについては順次読み出すので、収集メモリに保持しておく必要がなく、収集メモリの記憶領域を再利用することができ、利用効率を高めることができる。また、最終的に読み出すサイノグラムを少なくできるので、画像化までの時間を短縮化できる。
【００６２】
また、２Ｄ変換を行う束ね処理において、リング差に応じた重み付けを行うことにより、一律に束ねる処理を行う場合に比較してＳ／Ｎを高めることができる。したがって、ノイズが少ない高品質のＲＩ分布画像を得ることができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】実施例に係るポジトロンＣＴ装置の概略構成を示すブロック図である。
【図２】移動する被検体とマルチリング型検出器との位置関係を示す模式図である。
【図３】マトリクスをずらしながら加算することを説明するための模式図であり、（ａ）は連続収集による相対移動を示し、（ｂ）は各位置にて得られた傾斜サイノグラムについて、得られるマトリクスをずらしながら加算してゆくことを示し、（ｃ）はその際に順次読み出されるマトリクスの一部を示す模式図である。
【図４】（ａ）は連続収集による相対移動を示し、（ｂ）は傾斜サイノグラムから変換される２Ｄ平行サイノグラムを示す模式図である。
【図５】収集方法の差異によるノイズ評価を示すグラフである。
【図６】束ね処理の差異によるノイズ評価を示すグラフである。
【符号の説明】
１　…　ガントリ
３　…　リング型検出器
５　…　マルチリング型検出器
７　…　ベッド
９　…　ベッド移動装置
１１　…　移動制御部
１３　…　同時計数データ収集部
１５　…　データ収集メモリ
１７　…　処理部
１９　…　表示部

Claims

リング型検出器を軸方向に積層してなるマルチリング型検出器と、被検体が載置されたベッドとを連続的に相対移動させつつ、各位置におけるリングペアの同時計数データを収集して得られるサイノグラムに基づきＲＩ分布画像を再構成するポジトロンＣＴ装置の３次元画像再構成方法において、移動時の各位置にて得たサイノグラムを、その直前の移動の位置におけるサイノグラムに対して、各リングに隣接する各リングペアのものとして加算しながらデータを収集する際に、前記加算が終了したサイノグラムを順次に読み出しながら、束ね処理によって２Ｄ平行サイノグラムにデータを変換することを特徴とするポジトロンＣＴ装置の３次元画像再構成方法。
請求項１に記載のポジトロンＣＴ装置の３次元画像再構成方法において、前記束ね処理は、サイノグラムをリング差に応じた重み付けで加算することを特徴とするポジトロンＣＴ装置の３次元画像再構成方法。
リング型検出器を軸方向に積層してなるマルチリング型検出器と、被検体が載置されたベッドとを移動手段によって連続的に相対移動させつつ、各位置におけるリングペアの同時計数データをデータ収集手段が収集して得られるサイノグラムに基づき、再構成手段によってＲＩ分布画像を再構成するポジトロンＣＴ装置において、前記データ収集手段は、移動時の各位置にて得たサイノグラムを、その直前の移動の位置におけるサイノグラムに対して、各リングに隣接する各リングペアのものとして加算しながらデータを収集し、前記再構成手段は、前記加算が終了したサイノグラムを順次に読み出しながら、束ね処理によって２Ｄ平行サイノグラムにデータを変換することを特徴とするポジトロンＣＴ装置。
請求項３に記載のポジトロンＣＴ装置において、前記束ね処理は、サイノグラムをリング差に応じた重み付けで加算することを特徴とするポジトロンＣＴ装置。