JP2017207482A - 医用画像診断装置 - Google Patents

Abstract

【課題】稼働率の低下を抑制しつつ、エネルギーキャリブレーションを精度良く行うこと。【解決手段】実施形態の医用画像診断装置は、複数の変換器と、第１の特定部と、第２の特定部と、補正部とを備える。複数の変換器は、入射した放射線に基づく電気信号を出力する。第１の特定部は、複数の変換器それぞれについて、変換器から出力された電気信号の信号強度と入射した放射線の数との関係に基づき、放射線の数のピークに対応する信号強度である第１の信号強度を特定する。第２の特定部は、複数の変換器それぞれについて、第１の信号強度よりも高い強度における、信号強度と放射線の数との関係に基づき、散乱せずに入射した放射線のエネルギーに対応する信号強度である第２の信号強度を特定する。補正部は、複数の変換器それぞれについて特定された第２の信号強度が目標信号強度に合うように、複数の変換器それぞれから出力される電気信号の信号強度を補正する。【選択図】図１

Description

本発明の実施形態は、医用画像診断装置に関する。

従来、被検体の生体組織における機能診断を行うことができる医用画像診断装置として、陽電子放射断層撮像装置（ＰＥＴ（Positron Emission computed Tomography）装置）や、単一光子放射断層撮像装置（ＳＰＥＣＴ（Single Photon Emission Computed Tomography）装置）等が知られている。

ＰＥＴ装置におけるガンマ線検出器である検出器モジュールは、被検体から放射されたガンマ線がシンチレータに入射したときに発するシンチレーション光子を光電子増倍管（ＰＭＴ（Photomultiplier Tube））で受け、電気信号に変換する。例えば、光電子増倍管の光電面に衝突した１つのシンチレーション光子は、光電効果により１つの電子を叩き出す。光電面の後段には、正に帯電したダイノードが複数段設けられている。この複数段設けられたダイノードに向かって、電気的引力で加速された電子が進み、ダイノードに電子が衝突する。電子がダイノードに衝突すると、数１００万個の電子が電気信号として光電子増倍管から出力される。すなわち、１つのシンチレーション光子から叩き出された１つの電子が数１００万個の電子に増幅されて電気信号として流れる。この時の電子数の増幅率を利得率と呼ぶ。この利得率は、光電子増倍管ごとにばらつきがある。例えば、利得率は、数倍のばらつきがある。

したがって、同じ数のシンチレーション光子が光電子増倍管に入射しても出力電流は、光電子増倍管ごとに異なる。そこで、シンチレーション光子数が入射ガンマ線のエネルギーを表すため、複数の光電子増倍管で構成される検出器モジュールでは、後段の増幅回路により光電子増倍管の出力を揃える校正、すなわち、エネルギーキャリブレーションを行う必要がある。

そこで、散乱が少なく単色ガンマ線を放射する^６８Ｇｅなどの密封点状線源や密封線状線源などを用いて、密封点状線源や密封線状線源などからのガンマ線を検出器モジュールに入射させ、出力信号の時間積分値のヒストグラムを光電子増倍管ごとに生成し、ピークの位置を全ての光電子増倍管で略一致させるように、増幅回路における増幅率を調整することが一般的に行われている。

特開昭６２−０４３５８４号公報 国際公開第２００７／０４３１３７号 特開２０１４−１７６６２０号公報

本発明が解決しようとする課題は、稼働率の低下を抑制しつつ、エネルギーキャリブレーションを精度良く行うことができる医用画像診断装置を提供することである。

実施形態の医用画像診断装置は、複数の変換器と、第１の特定部と、第２の特定部と、補正部とを備える。複数の変換器は、入射した放射線に基づく電気信号を出力する。第１の特定部は、前記複数の変換器それぞれについて、当該変換器から出力された電気信号の信号強度と入射した放射線の数との関係に基づき、前記放射線の数のピークに対応する信号強度である第１の信号強度を特定する。第２の特定部は、前記複数の変換器それぞれについて、前記第１の信号強度よりも高い強度における、前記信号強度と前記放射線の数との関係に基づき、散乱せずに入射した放射線のエネルギーに対応する信号強度である第２の信号強度を特定する。補正部は、前記複数の変換器それぞれについて特定された前記第２の信号強度が目標信号強度に合うように、前記複数の変換器それぞれから出力される電気信号の信号強度を補正する。

図１は、第１の実施形態に係るＰＥＴ装置の構成の一例を示す図である。 図２は、第１の実施形態に係る計数情報のリストを説明するための図である。 図３は、第１の実施形態に係る同時計数情報の時系列リストを説明するための図である。 図４は、第１の実施形態に係る検出器モジュールの構成の一例を示す図である。 図５は、臨床撮像により得られた電気信号に基づくヒストグラムの一例を示す図である。 図６は、臨床撮像により得られた電気信号に基づくヒストグラムの一例を示す図である。 図７は、第１の実施形態に係る第１の特定機能が実行する処理の一例を説明するための図である。 図８は、第１の実施形態に係る第２の特定機能が実行する処理の一例を説明するための図である。 図９は、第１の実施形態に係る第２の特定機能がピークの信号強度を特定する際に、パイルアップによる影響を加味する場合について説明するための図である。 図１０は、第１の実施形態に係る補正機能が実行する処理の一例を説明するための図である。 図１１は、第１の実施形態に係る補正機能が実行する処理の一例を説明するための図である。 図１２は、第１の実施形態に係るＰＥＴ装置が実行する処理の流れの一例を示すフローチャートである。 図１３は、第２の実施形態に係るＰＥＴ装置が実行する処理の流れの一例を示すフローチャートである。 図１４は、第３の実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置の構成の一例を示す図である。

以下、添付図面を参照して、医用画像診断装置の各実施形態を詳細に説明する。なお、各実施形態は、適宜組み合わせることができる。

（第１の実施形態）
まず、第１の実施形態に係る医用画像診断装置としての核医学イメージング装置の構成について説明する。第１の実施形態では、かかる核医学イメージング装置の一例としてＰＥＴ装置を例に挙げて説明する。

図１は、第１の実施形態に係るＰＥＴ装置１００の構成の一例を示す図である。図１に示すように、実施形態に係るＰＥＴ装置１００は、架台装置１０と、コンソール装置２０とを備える。

架台装置１０は、被検体Ｐ内で放出された陽電子が電子と結合して対消滅した際に放出された一対のガンマ線（対消滅ガンマ線）を、被検体Ｐの周囲をリング状に取り囲むように配置された検出器モジュールによって検出し、検出器モジュール１４の出力信号（電気信号）から計数情報を生成することにより、計数情報を収集する。被検体Ｐには、例えば、陽電子放出核種で標識された放射性医薬品が投与されている。なお、ガンマ線は、放射線の一例である。

図１に示すように、架台装置１０は、天板１１と、寝台１２と、寝台駆動回路１３と、複数の検出器モジュール１４と、計数情報収集回路１５とを備える。なお、架台装置１０は、図１に示すように、撮像口となる空洞を有する。

天板１１は、被検体Ｐが載置されるベッドであり、寝台１２の上に配置される。寝台駆動回路１３は、後述する寝台制御回路２３による制御の下、天板１１を移動させる。例えば、寝台駆動回路１３は、天板１１を移動させることで、被検体Ｐを架台装置１０の撮像口内に移動させる。

検出器モジュール１４は、被検体Ｐ内で放出された陽電子が電子と結合して対消滅した際に放出された一対のガンマ線を検出し、検出した一対のガンマ線に基づく電気信号を出力する。図１に示すように、検出器モジュール１４は、被検体Ｐの周囲をリング状に取り囲むように、複数配置される。検出器モジュール１４は、被検体Ｐ内から放出されたガンマ線を光に変換し、変換した光を電気信号に変換する。検出器モジュール１４の構成については後述する。

計数情報収集回路１５は、検出器モジュール１４の出力信号から計数情報を生成し、生成した計数情報を、後述するデータ記憶回路２４に格納する。例えば、計数情報収集回路１５は、プロセッサにより実現される。

例えば、計数情報収集回路１５は、検出器モジュール１４の出力信号から計数情報を生成することにより、計数情報を収集する。この計数情報には、ガンマ線の検出位置、エネルギー値、及び検出時間が含まれる。例えば、後述するように、計数情報には、シンチレータ番号（Ｐ）、エネルギー値（Ｅ）、及び検出時間（Ｔ）が含まれる。なお、図１においては図示を省略しているが、複数の検出器モジュール１４は、複数のブロックに区分けされ、ブロック毎に計数情報収集回路１５を備える。例えば、１つの検出器モジュール１４が１つのブロックである場合には、計数情報収集回路１５は、検出器モジュール１４毎に備えられる。

コンソール装置２０は、ユーザによるＰＥＴ装置１００の操作を受け付け、ＰＥＴ画像の撮像を制御するとともに、架台装置１０によって収集された計数情報を用いてＰＥＴ画像を再構成する。図１に示すように、コンソール装置２０は、入力回路２１と、ディスプレイ２２と、寝台制御回路２３と、データ記憶回路２４と、同時計数情報生成回路２５と、画像再構成回路２６と、システム制御回路２７と、補正回路２８とを備える。なお、コンソール装置２０が備える各回路等は、バスを介して接続される。

入力回路２１は、ＰＥＴ装置１００のユーザによって各種指示や各種設定の入力に用いられる。入力回路２１は、入力された各種指示や各種設定を、システム制御回路２７に転送する。例えば、入力回路２１は、撮像開始指示や撮像終了指示の入力に用いられる。例えば、入力回路２１は、マウス、キーボード、ボタン、パネルスイッチ、タッチコマンドスクリーン、フットスイッチ、トラックボール、ジョイスティック等により実現される。

ディスプレイ２２は、ユーザによって参照される液晶モニタやＣＲＴ（Cathode Ray Tube）モニタ、タッチパネル等によって実現される。ディスプレイ２２は、システム制御回路２７による制御の下、ＰＥＴ画像を表示したり、ユーザから各種指示や各種設定を受け付けるためのＧＵＩ（Graphical User Interface）を表示したりする。

寝台制御回路２３は、寝台駆動回路１３を制御する。例えば、寝台制御回路２３は、プロセッサにより実現される。

データ記憶回路２４は、ＰＥＴ装置１００において用いられる各種データを記憶する。データ記憶回路２４は、例えば、ＲＡＭ（Random Access Memory）、フラッシュメモリ（flash memory）等の半導体メモリ素子や、ハードディスク、光ディスク等によって実現される。

データ記憶回路２４は、計数情報収集回路１５によって生成された計数情報のリストを記憶する。データ記憶回路２４が記憶する計数情報のリストは、同時計数情報生成回路２５による処理に用いられる。なお、データ記憶回路２４が記憶する計数情報のリストは、同時計数情報生成回路２５による処理に用いられた後に削除されてもよいし、所定期間記憶されていてもよい。

図２は、第１の実施形態に係る計数情報のリストを説明するための図である。図２に示すように、データ記憶回路２４は、検出器モジュール１４を識別するモジュールＩＤに対応付けて、シンチレータ番号（Ｐ）、エネルギー値（Ｅ）、及び検出時間（Ｔ）を含む計数情報を記憶する。

また、データ記憶回路２４は、同時計数情報生成回路２５によって生成された同時計数情報の時系列リストを記憶する。また、データ記憶回路２４が記憶する同時計数情報の時系列リストは、画像再構成回路２６による処理に用いられる。なお、データ記憶回路２４が記憶する同時計数情報の時系列リストは、画像再構成回路２６による処理に用いられた後に削除されてもよいし、所定期間記憶されていてもよい。

図３は、第１の実施形態に係る同時計数情報の時系列リストを説明するための図である。図３に示すように、データ記憶回路２４は、同時計数情報の通し番号であるコインシデンスＮｏ．に対応付けて、計数情報の組を記憶する。なお、同時計数情報の時系列リストは、計数情報の検出時間（Ｔ）に基づき概ね時系列順に並んでいる。

また、データ記憶回路２４は、画像再構成回路２６によって再構成されたＰＥＴ画像を記憶する。また、データ記憶回路２４が記憶するＰＥＴ画像は、システム制御回路２７によってディスプレイ２２に表示される。また、データ記憶回路２４は、各種のプログラムを記憶する。

図１に戻り、同時計数情報生成回路２５は、計数情報収集回路１５によって生成された計数情報のリストを用いて同時計数情報の時系列リストを生成する。例えば、同時計数情報生成回路２５は、データ記憶回路２４に記憶された計数情報のリストから、一対のガンマ線を略同時に計数した計数情報の組を、計数情報の検出時間（Ｔ）に基づいて検索する。また、同時計数情報生成回路２５は、検索の結果得られた計数情報の組毎に同時計数情報を生成し、生成した同時計数情報を、概ね時系列順に並べながら、データ記憶回路２４に格納する。

例えば、同時計数情報生成回路２５は、ユーザによって入力された同時計数情報を生成する際の条件（同時計数情報生成条件）に基づいて、同時計数情報を生成する。同時計数情報生成条件には、時間ウィンドウ幅が含まれる。例えば、同時計数情報生成回路２５は、時間ウィンドウ幅に基づいて、同時計数情報を生成する。

例えば、同時計数情報生成回路２５は、データ記憶回路２４に記憶された計数情報のリストを参照し、検出時間（Ｔ）の時間差が時間ウィンドウ幅以内にある計数情報の組を、検出器モジュール１４間で検索する。例えば、同時計数情報生成回路２５は、同時計数情報生成条件を満たす組として、「Ｐ１１、Ｅ１１、Ｔ１１」と「Ｐ２２、Ｅ２２、Ｔ２２」との組を検索すると、この組を同時計数情報として生成し、データ記憶回路２４に格納する。なお、同時計数情報生成回路２５は、時間ウィンドウ幅とともにエネルギーウィンドウ幅を用いて同時計数情報を生成してもよい。また、同時計数情報生成回路２５は、架台装置１０内に設けられていてもよい。

画像再構成回路２６は、ＰＥＴ画像を再構成する。例えば、画像再構成回路２６は、データ記憶回路２４に記憶された同時計数情報の時系列リストを読み出し、読み出した時系列リストを用いてＰＥＴ画像を再構成する。また、画像再構成回路２６は、再構成したＰＥＴ画像をデータ記憶回路２４に格納する。例えば、画像再構成回路２６は、プロセッサにより実現される。

システム制御回路２７は、架台装置１０及びコンソール装置２０を制御することによって、ＰＥＴ装置１００の全体制御を行う。例えば、システム制御回路２７は、ＰＥＴ装置１００における撮像を制御する。例えば、システム制御回路２７は、プロセッサにより実現される。

補正回路２８は、第１の特定機能２８ａ、第２の特定機能２８ｂ及び補正機能２８ｃを備える。ここで、例えば、図１に示す補正回路２８の構成要素である第１の特定機能２８ａ、第２の特定機能２８ｂ及び補正機能２８ｃの各処理機能は、コンピュータによって実行可能なプログラムの形態でデータ記憶回路２４に記録されている。補正回路２８は、各プログラムをデータ記憶回路２４から読み出し、読み出した各プログラムを実行することで、各プログラムに対応する機能を実現するプロセッサである。換言すると、各プログラムを読み出した状態の補正回路２８は、図１の補正回路２８内に示された各機能を有することとなる。第１の特定機能２８ａは、第１の特定部の一例である。また、第２の特定機能２８ｂは、第２の特定部の一例である。また、補正機能２８ｃは、補正部の一例である。なお、第１の特定機能２８ａ、第２の特定機能２８ｂ及び補正機能２８ｃについては後述する。

なお、上記説明において用いた「プロセッサ」という文言は、例えば、ＣＰＵ（Central Processing Unit）、ＧＰＵ（Graphics Processing Unit）、或いは、特定用途向け集積回路（Application Specific Integrated Circuit：ＡＳＩＣ）、プログラマブル論理デバイス（例えば、単純プログラマブル論理デバイス（Simple Programmable Logic Device：ＳＰＬＤ）、複合プログラマブル論理デバイス（Complex Programmable Logic Device：ＣＰＬＤ）、及びフィールドプログラマブルゲートアレイ（Field Programmable GateArray：ＦＰＧＡ））等の回路を意味する。プロセッサはデータ記憶回路２４に保存されたプログラムを読み出し実行することで機能を実現する。なお、データ記憶回路２４にプログラムを保存する代わりに、プロセッサの回路内にプログラムを直接組み込むよう構成しても構わない。この場合、プロセッサは回路内に組み込まれたプログラムを読み出し、読み出したプログラムを実行することで機能を実現する。なお、本実施形態の各プロセッサは、プロセッサごとに単一の回路として構成される場合に限らず、複数の独立した回路を組み合わせて１つのプロセッサとして構成し、その機能を実現するようにしてもよい。

以上、第１の実施形態に係るＰＥＴ装置の全体構成について説明した。

次に、第１の実施形態に係る検出器モジュール１４の構成の一例について説明する。図４は、第１の実施形態に係る検出器モジュール１４の構成の一例を示す図である。図４に示すように、検出器モジュール１４は、フォトンカウンティング方式、アンガー型の検出器であり、複数のシンチレータ１４１と、複数の光電子増倍管（ＰＭＴ（Photomultiplier Tube））１４２と、ライトガイド１４３と、複数の増幅回路１４４とを有する。

シンチレータ１４１は、被検体Ｐ内で放出された陽電子が電子と結合して対消滅した際に放出された一対のガンマ線をシンチレーション光子（scintillation photons、optical photons）に変換し、シンチレーション光子を出力する。例えば、シンチレータ１４１は、１つのガンマ線が入射されると、１つのシンチレーション光子を出力する。シンチレータ１４１は、例えば、ＬａＢｒ３（Lanthanum Bromide）、ＬＹＳＯ（Lutetium Yttrium Oxyorthosilicate）、ＬＳＯ（Lutetium Oxyorthosilicate）、ＬＧＳＯ（Lutetium Gadolinium Oxyorthosilicate）等のシンチレータ結晶によって形成される。図４の例に示すように、シンチレータ１４１は、２次元状に配列される。

光電子増倍管１４２は、シンチレータ１４１から出力されたシンチレーション光子を増倍して電気信号に変換する。図４の例に示すように、光電子増倍管１４２は、複数配置される。光電子増倍管１４２は、シンチレーション光子を受光して光電子を発生させる光電陰極、発生した光電子を加速する電場を与える多段のダイノード、及び、電子の流れ出し口である陽極を有する。光電効果により光電陰極から放出された電子は、ダイノードに向って加速されてダイノードの表面に衝突し、複数の電子を叩き出す。この現象が多段のダイノードにわたって繰り返されることにより、なだれ的に電子数が増倍され、陽極での電子数は、数１００万にまで達する。かかる例では、光電子増倍管１４２の利得率は、数１００万倍となる。例えば、１つのシンチレーション光子が光電子増倍管１４２に入射すると、光電子増倍管１４２は、数１００万個の電子からなる電気信号を出力する。また、なだれ現象を利用した増幅のため、ダイノードと陽極との間には、通常１０００ボルト以上の電圧が印加される。光電子増倍管１４２は、変換器の一例である。

ライトガイド１４３は、シンチレータ１４１から出力されたシンチレーション光子を光電子増倍管１４２に伝達する。ライトガイド１４３は、例えば、光透過性に優れたプラスチック素材等によって形成される。

このように、検出器モジュール１４は、被検体Ｐ内から放出された対消滅ガンマ線をシンチレータ１４１によってシンチレーション光子に変換し、変換したシンチレーション光子を光電子増倍管１４２によって電気信号に変換して出力する。すなわち、検出器モジュール１４は、間接変換型の検出器である。

検出器モジュール１４は、光が入射された複数の光電子増倍管１４２の出力の重心計算をすることにより、光を出力したシンチレータ１４１の位置を算出する。このようなシンチレータ１４１の位置を算出するロジックは、例えば、アンガーロジックと称される。かかるロジックによりシンチレータ１４１の位置を算出する場合には、シンチレータ１４１の数よりも光電子増倍管１４２の数を少なくすることができるが、重心計算の結果得られる座標からシンチレータ１４１の位置を同定する必要がある。

複数の増幅回路１４４それぞれは、光電子増倍管１４２それぞれの後段に接続されている。増幅回路１４４は、光電子増倍管１４２から出力された電気信号を所定の増幅率で増幅して補正回路２８に出力する。

ここで、上述した光電子増倍管１４２の利得率は、光電子増倍管１４２ごとに固有である。このため、例えば、同一の数のシンチレーション光子が光電子増倍管１４２に入射された場合であっても、出力される電気信号の信号強度は、光電子増倍管１４２ごとに固有の値となり、全ての信号強度が略同一にならない場合がある。そこで、同一の数のシンチレーション光子が各光電子増倍管１４２に入射された場合に、各増幅回路１４４から出力される電気信号の信号強度が略同一となるように、各増幅回路１４４の増幅率を調整するエネルギーキャリブレーションが行われる。

上述したエネルギーキャリブレーションでは、各光電子増倍管１４２から出力される電気信号の信号強度として、次のような信号強度が用いられる。例えば、横軸を電気信号の信号強度とし、縦軸を入射した対消滅ガンマ線の数である事象数とした場合のヒストグラムにおいて、最大の事象数に対応する信号強度が用いられる。すなわち、各光電子増倍管１４２について、ヒストグラムにおけるピークの信号強度が、電気信号の信号強度として用いられる。そして、上述したエネルギーキャリブレーションでは、全ての光電子増倍管１４２について、ピークの信号強度が略同一となるように、各増幅回路１４４の増幅率が調整される。

上述したように、エネルギーキャリブレーションでは、各光電子増倍管１４２について、ヒストグラムにおけるピークの信号強度が用いられるため、このピークの信号強度を精度良く特定することが、精度良くエネルギーキャリブレーションを行うことにつながる。

ここで、詳細については後述するが、シンチレータ１４１に、対消滅ガンマ線に加え、対消滅ガンマ線の散乱線（散乱ガンマ線）が入射されてしまうと、対消滅ガンマ線のみに基づくヒストグラムのピークを精度良く特定することが困難になってしまう。なお、対消滅ガンマ線のみに基づくヒストグラムとは、対消滅ガンマ線及び散乱ガンマ線のうち、対消滅ガンマ線のみがシンチレータ１４１に入射し、シンチレータ１４１により対消滅ガンマ線がシンチレーション光子に変換され、光電子増倍管１４２によりシンチレーション光子が電気信号に変換された場合における電気信号から得られるヒストグラムを指す。そこで、散乱が少なく単色ガンマ線を放射する^６８Ｇｅ等の密封点状線源や密封線状線源を用いて上述したエネルギーキャリブレーションを行うことが考えられる。この場合には、例えば、被検体Ｐの臨床撮像の期間とは別に、１週間程度のメンテナンス期間を設け、このメンテナンス期間中のうちの１日程度の時間をかけて、エネルギーキャリブレーションを行う。このエネルギーキャリブレーションは、例えば、３か月に１回実行される。このように、比較的長い期間エネルギーキャリブレーションが実行されないことに加え、光電子増倍管１４２の利得率は経時変化するため、ＰＥＴ装置の性能が比較的長い期間低下してしまう。また、このようなメンテナンス期間は、ＰＥＴ装置の本来の目的である臨床撮像を行うことができないダウンタイムである。このため、このようなメンテナンス期間を設けることは、ＰＥＴ装置の稼働率を下げる要因ともなる。

そこで、第１の実施形態では、ＰＥＴ装置１００の稼働率の低下、及び、ＰＥＴ装置１００の性能の長い期間の低下を抑制するために、次の処理を行う。すなわち、第１の実施形態に係るＰＥＴ装置１００は、メンテナンス期間中に密封点線源を用いてエネルギーキャリブレーションを行うのではなく、被検体Ｐの臨床撮像により得られた電気信号を用いて、エネルギーキャリブレーションを行う。

ただし、臨床撮像中の被検体Ｐからは、対消滅ガンマ線に加えて、対消滅ガンマ線の散乱線が放出される。すなわち、被検体Ｐは、光子の散乱を伴う放射線源である。そのため、臨床撮像において、検出器モジュール１４は、対消滅ガンマ線以外にも、散乱ガンマ線をシンチレーション光子に変換し、このシンチレーション光子を電気信号に変換して出力する。したがって、被検体Ｐから放出された対消滅ガンマ線及び散乱ガンマ線に基づくヒストグラムは、以下に説明するようなヒストグラムとなる。図５及び図６は、臨床撮像により得られた電気信号に基づくヒストグラムの一例を示す図である。図５及び図６は、横軸を電気信号の信号強度、縦軸をシンチレータ１４１に入射された対消滅ガンマ線及び散乱ガンマ線の数である事象数とするヒストグラムを示す。例えば、対消滅ガンマ線及び散乱ガンマ線に基づくヒストグラムは、図５の例に示す対消滅ガンマ線に基づくヒストグラム３０と散乱ガンマ線に基づくヒストグラム３１とを合わせた結果得られる、図６の例に示すヒストグラム３２となる。

なお、対消滅ガンマ線及び散乱ガンマ線に基づくヒストグラムとは、対消滅ガンマ線及び散乱ガンマ線がシンチレータ１４１に入射し、シンチレータ１４１により対消滅ガンマ線及び散乱ガンマ線がシンチレーション光子に変換され、光電子増倍管１４２によりシンチレーション光子が電気信号に変換された場合における電気信号から得られるヒストグラムを指す。同様に、散乱ガンマ線に基づくヒストグラムとは、対消滅ガンマ線及び散乱ガンマ線のうち、散乱ガンマ線のみがシンチレータ１４１に入射し、シンチレータ１４１により散乱ガンマ線がシンチレーション光子に変換され、光電子増倍管１４２によりシンチレーション光子が電気信号に変換された場合における電気信号から得られるヒストグラムを指す。

一般的に、ガンマ線は、散乱時にエネルギーを失う。このため、散乱ガンマ線のエネルギーは、対消滅ガンマ線のエネルギーよりも低くなる。したがって、図５及び図６に示す内容から分かるように、散乱ガンマ線は、対消滅ガンマ線に基づくヒストグラム３０におけるピークＰｔから低強度側のヒストグラム３０の部分の形状に影響を及ぼす。例えば、図６の例に示すように、散乱ガンマ線の影響により、ピークＰｔの位置が、ピークＰｆまで横軸方向にｘ_１分だけずれてしまう。したがって、エネルギーキャリブレーションにおいて、単純に、臨床撮像で得られた電気信号に基づくヒストグラムのピークＰｆを特定し、ピークＰｆの信号強度を用いた場合には、エネルギーキャリブレーションの精度が低くなる場合がある。

そこで、第１の実施形態に係るＰＥＴ装置１００は、以下に説明する処理を行って、対消滅ガンマ線及び散乱ガンマ線のうち、対消滅ガンマ線のみに基づくヒストグラムにおけるピークの信号強度を特定することにより、精度良くエネルギーキャリブレーションを行う。

図１に戻り、第１の特定機能２８ａは、複数の光電子増倍管１４２それぞれについて、光電子増倍管１４２から出力された電気信号の信号強度と入射ガンマ線の数との関係を表すヒストグラムにおけるピークの信号強度である第１の信号強度を特定する。なお、入射ガンマ線とは、例えば、シンチレータ１４１に入射したガンマ線のことを指す。入射ガンマ線には、対消滅ガンマ線及び散乱ガンマ線が含まれる。

例えば、第１の特定機能２８ａは、まず、被検体Ｐの臨床撮像において複数の光電子増倍管１４２それぞれから出力された電気信号を基に、各光電子増倍管１４２について、光電子増倍管１４２から出力された電気信号の信号強度を入射ガンマ線ごとに算出する。そして、第１の特定機能２８ａは、各光電子増倍管１４２について、算出した入射ガンマ線ごとの信号強度を用いて、信号強度と入射ガンマ線の数との関係を表すヒストグラムを生成する。例えば、第１の特定機能２８ａが、ある光電子増倍管１４２について先の図６の例に示すようなヒストグラム３２を生成する。

そして、第１の特定機能２８ａは、各ヒストグラムについて、信号強度の高強度側から低強度側に向かってヒストグラム上の点を次々と移動させながら、ヒストグラムにおける各点での微分係数を算出する。図７は、第１の実施形態に係る第１の特定機能２８ａが実行する処理の一例を説明するための図である。例えば、第１の特定機能２８ａは、ある光電子増倍管１４２について図６の例に示すようなヒストグラム３２を生成した場合には、図７の例に示すように、矢印Ａが示す方向に点を移動させつつ、ヒストグラム３２における各点での微分係数を算出する。そして、第１の特定機能２８ａは、高強度側から順々に算出した微分係数のうち、初めて微分係数が０となった場合の点を、対消滅ガンマ線及び散乱ガンマ線に基づくヒストグラムのピークとして特定する。すなわち、第１の特定機能２８ａは、対消滅ガンマ線及び散乱ガンマ線に基づくヒストグラムにおいて、信号強度が高強度側から低強度側に向かって最初に微分係数が０となる点をピークとして特定する。例えば、図７の例に示すように、第１の特定機能２８ａは、初めて微分係数が０となった場合の点Ｐｆをヒストグラム３２のピークＰｆとして特定する。

なお、第１の特定機能２８ａは、信号強度が高強度側から低強度側に向かって、事象数が所定の閾値よりも大きい範囲内でヒストグラム上の点を移動させながら微分係数を算出してもよい。これにより、第１の特定機能２８ａが、事象数が所定の閾値未満となるようなノイズの影響を受けるヒストグラムの部分において、ノイズの影響により形状が変形されたことにより微分係数が０となってしまった点を誤ってピークとして特定してしまうことを抑制することができる。

そして、第１の特定機能２８ａは、特定したピークの信号強度を第１の信号強度として特定する。例えば、図７の例に示すように、第１の特定機能２８ａは、ピークＰｆの信号強度Ｓ_１を第１の信号強度Ｓ_１として特定する。

第２の特定機能２８ｂは、複数の光電子増倍管１４２それぞれについて、第１の信号強度よりも高強度側のヒストグラムの部分に基づいて、ヒストグラムにおいて、散乱せずに入射したガンマ線である対消滅ガンマ線のエネルギーに対応する信号強度である第２の信号強度を特定する。

例えば、第２の特定機能２８ｂは、まず、複数の光電子増倍管１４２それぞれについて、第１の信号強度よりも高強度側のヒストグラムの部分における信号強度と事象数との関係を複数特定する。

図８は、第１の実施形態に係る第２の特定機能２８ｂが実行する処理の一例を説明するための図である。例えば、図８の例に示すように、第２の特定機能２８ｂは、ある光電子増倍管１４２について、第１の信号強度Ｓ_１よりも高強度側のヒストグラム３２の部分における信号強度と事象数との関係として、ｎ個の（_ｘ１，ｙ_１）、（ｘ_２，ｙ_２）・・・・（ｘ_ｎ，ｙ_ｎ）を特定する。ここで、ｘ_１，ｘ_２，・・・ｘ_ｎは、それぞれ信号強度である。また、ｙ_１，ｙ_２，・・・ｙ_ｎは、それぞれ、ｘ_１，ｘ_２，・・・ｘ_ｎのそれぞれに対応する事象数である。なお、以下の説明において、１つ１つの信号強度を区別する必要がない場合には、信号強度として「ｘ」を用いる。同様に、１つ１つの事象数を区別する必要がない場合には、事象数として「ｙ」を用いる。

そして、第２の特定機能２８ｂは、特定した複数の信号強度と事象数との関係を用いて、対消滅ガンマ線及び散乱ガンマ線のうち対消滅ガンマ線のみに基づくヒストグラムにおけるピークの信号強度を特定する。ここで、対消滅ガンマ線のみに基づくヒストグラムは、シンチレーション光子の数の平方根の大きさに反比例するような半値幅を有するガウス曲線に近似すると考えられる。そこで、第２の特定機能２８ｂは、ｎ個の（ｘ_１，ｙ_１）、（ｘ_２，ｙ_２）・・・・（ｘ_ｎ，ｙ_ｎ）を用いて、カーブフィッティング（曲線あてはめ）を行って、ガウス曲線に近似する近似曲線を算出することにより、対消滅ガンマ線のみに基づくヒストグラムにおけるピークの信号強度を特定する。

このようなピークの信号強度を特定する方法の一例について説明する。例えば、ガウス曲線は、下記の式（１）で表される。

なお、式（１）において、Ａは、ガウス関数の振幅を示し、σは、標準偏差を表し、ｘ_０は、ガウス関数の中心を示す。そして、式（１）を変形すると、下記の式（２）となる。

そして、第２の特定機能２８ｂは、ｎ個の（ｘ_１，ｙ_１）、（ｘ_２，ｙ_２）・・・・（ｘ_ｎ，ｙ_ｎ）を式（２）に当てはめて、フィッティングパラメータであるＡ、σ及びｘ_０を算出することにより、ガウス曲線に近似する曲線を算出する。そして、第２の特定機能２８ｂは、算出したｘ_０を、対消滅ガンマ線のみに基づくヒストグラムにおけるピークの信号強度として特定する。すなわち、第２の特定機能２８ｂは、ｘ_０を第２の信号強度として算出する。

ここで、第２の特定機能２８ｂは、対消滅ガンマ線のみに基づくヒストグラムにおけるピークの信号強度を特定する際に、第１の信号強度よりも低強度側のヒストグラムの部分を用いずに、第１の信号強度よりも高強度側のヒストグラムの部分を用いる。ここで、上述したように、第１の信号強度よりも低強度側のヒストグラムの部分は、散乱ガンマ線の影響を受けて形状が変化しているが、高強度側のヒストグラムの部分は、散乱ガンマ線の影響を受けていないと考えられる。このため、第２の特定機能２８ｂは、散乱ガンマ線の影響を受けていない部分のみを用いることで、精度よく、対消滅ガンマ線のエネルギー値（５１１ｋｅＶ）に対応するピークの信号強度を特定することができる。

なお、第２の特定機能２８ｂは、ピークの信号強度を特定する際に、パイルアップによる影響を加味してもよい。ここで、パイルアップの一例について説明する。例えば、光電子増倍管１４２は、シンチレータ１４１から出力されたシンチレーション光子を受光し、受光したシンチレーション光子を電気信号に変換して出力するが、その電気信号が減衰しない間に、シンチレータ１４１から出力された次のシンチレーション光子を受光した場合には、このシンチレーション光子を電気信号に変換し、変換した電気信号を、最初に受光したシンチレーション光子に由来する電気信号に加算して出力する。すなわち、光電子増倍管１４２は、複数のシンチレーション光子のそれぞれに由来する電気信号を加算した信号強度が強い１つの電気信号を出力する。ここで、このような信号強度が強い１つの電気信号は、１つのガンマ線に対応する電気信号である。このように、複数のガンマ線が検出器モジュール１４に入射されたにも関わらず、検出器モジュール１４から１つのガンマ線に対応する電気信号のみが出力される現象をパイルアップと呼ぶ。例えば、検出器モジュール１４に入射されるガンマ線の時間間隔が短くなるほど、パイルアップが発生する確率が高くなる。図９は、第１の実施形態に係る第２の特定機能２８ｂがピークの信号強度を特定する際に、パイルアップによる影響を加味する場合について説明するための図である。図９の例は、横軸を信号強度に対応するエネルギーとし、縦軸を事象数とする、対消滅ガンマ線及び散乱ガンマ線に基づくヒストグラム５０と、対消滅ガンマ線のみに基づくヒストグラム５１とを示す。上述したように、被検体Ｐの臨床撮像により得られた電気信号に基づくヒストグラム５０のピークより低強度側の一点鎖線で囲まれた部分５２では、散乱ガンマ線の影響を受ける場合がある。更に、図９の例に示すように、ヒストグラム５０のピークより高強度側の点線で囲まれた部分５３では、パイルアップの影響を受ける場合がある。部分５３では、パイルアップが生じることにより、信号強度が強くなってしまう。そのため、ヒストグラム５１と比較すると、ヒストグラム５０の部分５３では、信号強度が強くなる側に変形している。このパイルアップは、単位時間あたりの入射ガンマ線の数（カウントレート）に応じて発生頻度が定まる。そして、カウントレートさえ分かれば、部分５３において、ヒストグラム５１よりもどの程度信号強度（又は信号強度に対応するエネルギー）が大きくなっているのかを推測することができる。

そこで、第２の特定機能２８ｂは、カウントレートを算出し、算出したカウントレートに基づいて、部分５３において、ヒストグラム５１よりもどの程度信号強度（又は信号強度に対応するエネルギー）が大きくなっているのかを推測する。そして、第２の特定機能２８ｂは、部分５３において、推測した信号強度（又はエネルギー）分だけ、信号強度（又はエネルギー）を減じるようにヒストグラム５０を修正する。そして、第２の特定機能２８ｂは、修正後のヒストグラム５０を用いて、上述したような方法により、第２の信号強度を特定する。すなわち、第２の特定機能２８ｂは、算出したカウントレートに基づいて、ヒストグラム５０からパイルアップによる影響を除く補正を行い、補正後のヒストグラム５０に基づいて、第２の信号強度を特定する。このように、第２の特定機能２８ｂは、パイルアップを加味して第２の信号強度を特定する。これにより、更に精度よく第２の信号強度を特定することができる。

補正機能２８ｃは、上述したエネルギーキャリブレーションを行うことにより、複数の光電子増倍管１４２それぞれについて特定された第２の信号強度に基づいて、複数の光電子増倍管１４２それぞれから出力される電気信号の信号強度を補正する。

例えば、補正機能２８ｃは、増幅回路１４４の増幅率の幅や光電子増倍管１４２から出力される電気信号の信号強度に基づいて、全ての増幅回路１４４から出力可能な電気信号の信号強度を目標信号強度として算出する。例えば、補正機能２８ｃは、光電子増倍管１４２又は増幅回路１４４から出力される電気信号の信号強度の平均値を目標信号強度として算出する。

そして、補正機能２８ｃは、増幅回路１４４ごとに、増幅回路１４４から出力される電気信号の信号強度が目標信号強度となるために、現在の増幅率からどれだけの量だけ増幅率を増加又は減少させればいいか、増幅率の増加量又は減少量を算出する。そして、補正機能２８ｃは、増幅回路１４４ごとに、算出した増加量又は減少量を増幅回路１４４に送信する。これにより、増幅回路１４４は、増加量を受信した場合には、増加量分だけ増幅率を増加させ、減少量を受信した場合には、減少量分だけ増幅率を減少させる。これにより、全ての増幅回路１４４から出力される電気信号の信号強度が略目標信号強度となる。このようにして、補正機能２８ｃは、エネルギーキャリブレーションを実行する。

図１０及び図１１は、第１の実施形態に係る補正機能２８ｃが実行する処理の一例を説明するための図である。例えば、図１０の例に示すように、補正機能２８ｃは、目標信号強度６０を算出する。そして、補正機能２８ｃは、ある光電子増倍管１４２についてのヒストグラム６１におけるピーク６１ａの第２の信号強度が目標信号強度６０となるために、現在の増幅率からどれだけの量だけ増幅率を増加させればいいか、増幅率の増加量を算出する。そして、補正機能２８ｃは、対応する増幅回路１４４に、算出した増加量を送信する。

また、例えば、図１１の例に示すように、補正機能２８ｃは、他の光電子増倍管１４２についてのヒストグラム６２におけるピーク６２ａの第２の信号強度が目標信号強度６０となるために、現在の増幅率からどれだけの量だけ増幅率を減少させればいいか、増幅率の減少量を算出する。そして、補正機能２８ｃは、対応する増幅回路１４４に、算出した減少量を送信する。

次に、第１の実施形態に係るＰＥＴ装置１００が実行する処理の流れの一例を説明する。図１２は、第１の実施形態に係るＰＥＴ装置１００が実行する処理の流れの一例を示すフローチャートである。

図１２の例に示すように、システム制御回路２７は、ユーザが入力回路２１を操作して入力した、被検体Ｐの検査における撮像を開始する指示（撮像開始指示）を受信したか否かを判定する（ステップＳ１０１）。撮像開始指示を受信していない場合（ステップＳ１０１：Ｎｏ）には、システム制御回路２７は、再び、ステップＳ１０１で、撮像開始指示を受信したか否かを判定する。

一方、撮像開始指示を受信した場合（ステップＳ１０１：Ｙｅｓ）には、システム制御回路２７は、撮像を開始するように、架台装置１０を制御する（ステップＳ１０２）。例えば、ステップＳ１０２において、システム制御回路２７は、検出した入射ガンマ線に基づく電気信号を出力することを開始するように、検出器モジュール１４を制御する。また、ステップＳ１０２において、検出器モジュール１４の出力信号から計数情報を生成し、生成した計数情報をデータ記憶回路２４に格納することを開始するように、計数情報収集回路１５を制御する。ステップＳ１０２で開始された撮像は、後述するステップＳ１０６で終了されるまで行われる。

そして、補正回路２８の第１の特定機能２８ａは、電気信号が出力された光電子増倍管１４２について、この電気信号の信号強度を事象毎に算出する（ステップＳ１０３）。そして、第１の特定機能２８ａは、今回の検査のＩＤである検査ＩＤと、検査日時と、ステップＳ１０３で信号強度が算出された電気信号を出力した光電子増倍管１４２のＩＤと、事象ごとの信号強度とを対応付けたヒストグラム生成用データをデータ記憶回路２４に格納する（ステップＳ１０４）。

そして、システム制御回路２７は、ユーザが入力回路２１を操作して入力した、撮像を終了する指示（撮像終了指示）を受信したか否かを判定する（ステップＳ１０５）。撮像終了指示を受信していない場合（ステップＳ１０５：Ｎｏ）には、システム制御回路２７は、ステップＳ１０３に戻り、再び、電気信号が出力された光電子増倍管１４２について、この電気信号の信号強度を事象毎に算出する。すなわち、被検体Ｐの撮像中に、ステップＳ１０３及びステップＳ１０４において、事象毎の信号強度が算出され、ヒストグラム生成用データが生成される。

一方、撮像終了指示を受信した場合（ステップＳ１０５：Ｙｅｓ）には、システム制御回路２７は、撮像を終了するように、架台装置１０を制御する（ステップＳ１０６）。例えば、ステップＳ１０６において、システム制御回路２７は、検出した入射ガンマ線に基づく電気信号を出力することを停止するように、検出器モジュール１４を制御する。また、ステップＳ１０６において、検出器モジュール１４の出力信号から計数情報を生成し、生成した計数情報をデータ記憶回路２４に格納することを停止するように、計数情報収集回路１５を制御する。

そして、第１の特定機能２８ａは、データ記憶回路２４に格納されたヒストグラム生成用データのうち、検査日時が現在の日時から所定時間前までの所定の期間内であるヒストグラム生成用データを取得する（ステップＳ１０７）。

そして、第１の特定機能２８ａは、取得したヒストグラム生成用データを用いて、光電子増倍管１４２ごとに、ヒストグラムを生成し、光電子増倍管１４２ごとに、上述した第１の信号強度を特定する（ステップＳ１０８）。ここで、上述したように、光電子増倍管１４２の利得率は、経時変化する。したがって、現在の日時から所定時間前よりも過去の検査において生成されたヒストグラム生成用データの精度が低い場合がある。そこで、第１の特定機能２８ａは、精度が低い場合があるヒストグラム生成用データを用いずに、ヒストグラムを生成する。これにより、生成されたヒストグラムの精度の低下を抑制することができる。そして、この結果、エネルギーキャリブレーションの精度の低下を抑制することができる。

なお、ステップＳ１０７で、全体の事象数が所定の閾値以上となるような分だけヒストグラム生成用データを取得してもよい。これにより、ステップＳ１０８で、第１の特定機能２８ａは、精度よくヒストグラムを算出することができるだけの事象数分のヒストグラム生成用データを用いてヒストグラムを生成するので、精度のよいヒストグラムを生成することができる。

そして、第２の特定機能２８ｂは、光電子増倍管１４２ごとに、上述した第２の信号強度を特定する（ステップＳ１０９）。そして、補正機能２８ｃは、上述したエネルギーキャリブレーションを実行し（ステップＳ１１０）、処理を終了する。

以上、第１の実施形態に係るＰＥＴ装置１００について説明した。ＰＥＴ装置１００は、対消滅ガンマ線及び散乱ガンマ線のうち、対消滅ガンマ線のみに基づくヒストグラムにおけるピークの第２の信号強度を特定し、エネルギーキャリブレーションの際に、特定した第２の信号強度を用いる。このため、ＰＥＴ装置１００によれば、精度良くエネルギーキャリブレーションを行うことができる。すなわち、ＰＥＴ装置１００によれば、精度よく、複数の光電子増倍管１４２から出力される電気信号の強度を揃えることができる。

また、ＰＥＴ装置１００は、撮像を実行するたびに、エネルギーキャリブレーションを実行する。このため、ＰＥＴ装置１００は、メンテナンス期間中に１日程度の時間をかけてエネルギーキャリブレーションを実行する必要がない。そのため、ＰＥＴ装置１００によれば、稼働率の低下を抑制することができる。

以上のことから、ＰＥＴ装置１００によれば、稼働率の低下を抑制しつつ、精度よく、エネルギーキャリブレーションを行うことができる。

また、ＰＥＴ装置１００は、上述したように、撮像を実行するたびに、エネルギーキャリブレーションを実行する。そのため、ＰＥＴ装置１００によれば、性能が長い期間、低下してしまうことを抑制することができる。

また、ＰＥＴ装置１００は、密封点状線源や密封線状線源などを用いずにエネルギーキャリブレーションを行う。そのため、ＰＥＴ装置１００によれば、ユーザに密封点状線源や密封線状線源などを購入させて保管させるような煩雑さをユーザに感じさせることを抑制することができる。

（第２の実施形態）
第１の実施形態では、ＰＥＴ装置１００が、撮像が終了した後にエネルギーキャリブレーションを実行する場合について説明した。しかしながら、ＰＥＴ装置１００は、撮像中にエネルギーキャリブレーションを実行してもよい。そこで、このような実施形態について、第２の実施形態として説明する。なお、第２の実施形態において、第１の実施形態と同様の処理については、同一の符号を付して説明を省略する場合がある。

第２の実施形態に係るＰＥＴ装置１００が実行する処理の流れの一例を説明する。図１３は、第２の実施形態に係るＰＥＴ装置１００が実行する処理の流れの一例を示すフローチャートである。

図１３に示す第２の実施形態に係る処理は、ステップＳ１０４とステップＳ１０５との間で、ステップＳ１０７〜Ｓ１１０の処理を行う点で、先の図１２に示す第１の実施形態に係る処理と異なる。

第２の実施形態では、第１の特定機能２８ａは、撮像中に、光電子増倍管１４２により電気信号が出力されるたびに、ステップＳ１０８において、ヒストグラムを生成し、第１の信号強度を特定する。また、第２の特定機能２８ｂは、第１の特定機能２８ａにより第１の信号強度が特定されるたびに、ステップＳ１０９において、第２の信号強度を特定する。また、補正機能２８ｃは、ステップＳ１１０において、第２の特定機能２８ｂにより第２の信号強度が特定されるたびに、エネルギーキャリブレーションを行って、複数の光電子増倍管１４２それぞれから出力される電気信号の信号強度を補正する。このようにして、第２の実施形態に係るＰＥＴ装置１００は、撮像中にリアルタイムでエネルギーキャリブレーションを実行する。このため、撮像により得られる計数情報の精度を更に高くすることができる。したがって、再構成されるＰＥＴ画像の画質を高くすることができる。

（第３の実施形態）
第１の実施形態及び第２の実施形態では、医用画像診断装置としてＰＥＴ装置を用いた場合について説明した。しかしながら、第１の実施形態及び第２の実施形態で説明した内容は、ＳＰＥＣＴ装置にも適用することができる。ＳＰＥＣＴ装置では、使用する核種でガンマ線のエネルギーが分かり、単色光のＸ線を放射するからである。そこで、第３の実施形態では、第１の実施形態及び第２の実施形態で説明した内容が適用された医用画像診断装置として、ＳＰＥＣＴ装置を例に挙げて説明する。なお、第３の実施形態において、第１の実施形態及び第２の実施形態の構成と同様の構成については、同一の符号を付して説明を省略するか又は説明を簡略化する場合がある。

図１４は、第３の実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置の構成の一例を示す図である。第３の実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置は、架台装置１０と、コンソール装置２０とを有する。

架台装置１０は、被検体Ｐに投与され、被検体Ｐの生体組織に選択的に取り込まれた放射性医薬品から放射されるガンマ線を検出して投影データを収集する装置である。架台装置１０は、天板１１と、寝台１２と、寝台駆動回路１３と、ガンマカメラ７４と、カメラ駆動回路７５とを有する。なお、架台装置１０は、図１４に示すように、撮像口となる空洞を有する。

ガンマカメラ７４は、被検体Ｐの生体組織に選択的に取り込まれた放射性医薬品の核種（ＲＩ：Radio Isotope）から放射されるガンマ線の強度分布を２次元的に検出し、検出した２次元ガンマ線強度分布データを、例えば、増幅処理、Ａ／Ｄ変換処理することで投影データを生成する装置である。ガンマカメラ７４は、生成した投影データを後述するデータ収集回路２９に送信する。

カメラ駆動回路７５は、後述するカメラ制御回路７０の制御のもと、ガンマカメラ７４を移動させる装置である。例えば、カメラ駆動回路７５は、ガンマカメラ７４を架台装置１０の撮像口内に沿って駆動させる。これにより、ガンマカメラ７４は、被検体Ｐの周囲を回転して、３６０度の方向における投影データを生成する。

コンソール装置２０は、ユーザによるＳＰＥＣＴ装置の操作を受け付けるとともに、架台装置１０によって収集された投影データから被検体Ｐに投与した放射性医薬品の体内分布が描出された断層画像である核医学画像（ＳＰＥＣＴ画像）を再構成する装置である。

コンソール装置２０は、図１４の例に示すように、入力回路２１と、ディスプレイ２２と、寝台制御回路２３と、データ記憶回路２４と、画像再構成回路２６と、システム制御回路２７と、補正回路２８と、データ収集回路２９と、カメラ制御回路７０とを有する。コンソール装置２０が有する各回路は、バスを介して接続される。

ディスプレイ２２は、システム制御回路２７による制御のもと、ＳＰＥＣＴ画像などを表示したり、入力回路２１を介してユーザから各種指示や各種設定などを受け付けるためのＧＵＩを表示したりする。

データ収集回路２９は、ガンマカメラ７４から送信された投影データを収集し、収集した投影データそれぞれに対して、対数変換処理、オフセット補正、感度補正などの補正処理を行なって補正処理済み投影データを生成する。そして、データ収集回路２９は、生成した補正処理済み投影データをデータ記憶回路２４に格納する。

画像再構成回路２６は、データ記憶回路２４から補正処理済み投影データを読み出し、読み出した補正処理済み投影データ（例えば、３６０度方向の補正処理済み投影データ）を逆投影処理することで、ＳＰＥＣＴ画像を再構成する。そして、画像再構成回路２６は、再構成したＳＰＥＣＴ画像をデータ記憶回路２４に格納する。

システム制御回路２７は、架台装置１０およびコンソール装置２０の動作を制御することによって、ＳＰＥＣＴ装置の全体制御を行う。具体的には、システム制御回路２７は、寝台制御回路２３およびカメラ制御回路７０を制御することで、架台装置１０における投影データの収集処理を実行させる。また、システム制御回路２７は、データ収集回路２９の補正処理と、画像再構成回路２６の再構成処理を制御することで、コンソール装置２０における画像処理全体を制御する。また、システム制御回路２７は、データ記憶回路２４が記憶するＳＰＥＣＴ画像を、ディスプレイ２２に表示するように制御する。

ここで、ガンマカメラ７４は、第１の実施形態及び第２の実施形態において説明した検出器モジュール１４を含んで構成される。第３の実施形態に係る検出器モジュール１４が備えるシンチレータ１４１は、被検体Ｐの内部組織から放射されたガンマ線を紫外領域にピークを持つシンチレーション光子に変換する。検出器モジュール１４が備える光電子増倍管１４２は、所定の利得率で、シンチレータ１４１から入力されたシンチレーション光子を電気信号に変換し、この電気信号を第３の実施形態に係る補正回路２８に送信する。すなわち、第３の実施形態に係る検出器モジュール１４は、被検体Ｐ内から放出されたガンマ線を検出し、検出したガンマ線に基づく電気信号を出力する。

ガンマカメラ７４は、電気信号に基づく２次元ガンマ線強度分布データから投影データを生成する。そして、ガンマカメラ７４は、生成した投影データをデータ収集回路２９に送信する。

第３の実施形態に係る補正回路２８は、ガンマカメラ７４から送信された電気信号を用いて、第１の実施形態に係る補正回路２８と同様の処理を行う。

以上、第３の実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置について説明した。上述したように、第３の実施形態に係る補正回路２８は、第１の実施形態に係る補正回路２８と同様の処理を行う。第３の実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置によれば、第１の実施形態と同様の効果を奏する。

なお、第１の実施形態及び第２の実施形態では、医用画像診断装置としてＰＥＴ装置を例に挙げ、第３の実施形態では、医用画像診断装置としてＳＰＥＣＴ装置を例に挙げて説明した。しかしながら、第１の実施形態、第２の実施形態又は第３の実施形態で説明した内容を、医用画像診断装置としてＸ線ＣＴ（Computed Tomography）装置に適用してもよい。例えば、単色光のＸ線を放射するＸ線源を備えるＸ線ＣＴ装置に、第１の実施形態、第２の実施形態又は第３の実施形態で説明した内容を適用してもよい。また、多光色のＸ線を放射するＸ線源を備えるＸ線ＣＴ装置であっても、特性Ｘ線に対応するピークを用いることで、第１の実施形態、第２の実施形態又は第３の実施形態で説明した内容を適用してもよい。また、フォトンカウンティング型Ｘ線ＣＴ装置（光子計数型Ｘ線ＣＴ装置）に、第１の実施形態、第２の実施形態又は第３の実施形態で説明した内容を適用してもよい。このようなＸ線ＣＴ装置が備える複数の検出器モジュールは、被検体を透過した、散乱せずに入射した放射線、及び、放射線の散乱線をシンチレーション光子に変換するシンチレータを備える。すなわち、複数の検出器モジュールは、被検体を透過した、散乱せずに入射した放射線、及び、被検体を透過した、放射線の散乱線に基づく電気信号を出力する。

また、第１〜第３の実施形態では、光電子増倍管を用いた場合について説明したが、光電子増倍管の代わりに、磁場の影響を受けないアバランシェフォトダイオード（ＡＰＤ：Avalanche Photodiode）が半導体素子アレイとして用いられたシリコンフォトマルチプライアー（ＳｉＰＭ：Silicon Photomultiplier）を用いてもよい。

また、第１〜第３の実施形態では、補正回路２８がコンソール装置２０内に設けられている場合について説明した。しかしながら、補正回路２８は、架台装置１０内に設けられていてもよい。また、補正回路２８を設けずに、補正回路２８が有する機能と同様の機能を計数情報収集回路１５が有してもよい。

また、第１〜第３の実施形態で説明した内容は、１つのシンチレータ１４１からのシンチレーション光子が１つの光電子増倍管１４２に入射される場合であっても、１つのシンチレータ１４１からのシンチレーション光子が複数の光電子増倍管１４２に分散されて入射される場合であっても、適用できる。

また、第１〜第３の実施形態では、第１の特定機能２８ａが、複数の光電子増倍管１４２それぞれについて、光電子増倍管１４２から出力された電気信号の信号強度と入射ガンマ線の数との関係を表すヒストグラムを生成し、生成したヒストグラムにおけるピークの信号強度である第１の信号強度を特定する場合について説明した。しかしながら、第１の特定機能２８ａは、このようなヒストグラムを生成せずに、光電子増倍管１４２から出力された電気信号の信号強度と入射ガンマ線の数との関係を用いて、第１の信号強度を特定してもよい。すなわち、第１の特定機能２８ａは、ヒストグラムを生成せずに、光電子増倍管１４２から出力された電気信号の信号強度と入射ガンマ線の数との関係に基づき、入射ガンマ線の数のピークに対応する信号強度である第１の信号強度を特定してもよい。

また、第１〜第３の実施形態では、検出器モジュール１４が、間接変換型の検出器である場合について説明したが、直接変換型の検出器であってもよい。例えば、検出器モジュール１４は、２次元で配列されたテルル化カドミウム（ＣｄＴｅ）系の半導体素子（例えば、テルル化亜鉛カドミウム（ＣｄＺｎＴｅ）の半導体素子）により構成された直接変換型の検出器であってもよい。半導体素子は、入射した対消滅ガンマ線を電気信号に直接変換して出力する。このような半導体素子により構成された検出器モジュール１４は、対消滅ガンマ線が入射するごとに、１パルスの電気信号（アナログ信号）を出力する。

したがって、検出器モジュール１４は、間接変換型の検出器及び直接変換型の検出器のいずれの場合であっても、被検体Ｐ内から放出された対消滅ガンマ線に基づく電気信号を出力する。

以上述べた少なくとも１つの実施形態のＰＥＴ装置１００及びＳＰＥＣＴ装置によれば、稼働率の低下を抑制しつつ、精度よく、エネルギーキャリブレーションを行うことができる。

本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。

１４ 検出器モジュール
２８ａ 第１の特定機能
２８ｂ 第２の特定機能
２８ｃ 補正機能
１００ ＰＥＴ装置
１４２ 光電子増倍管

Claims (14)

1. 入射した放射線に基づく電気信号を出力する複数の変換器と、
   前記複数の変換器それぞれについて、当該変換器から出力された電気信号の信号強度と入射した放射線の数との関係に基づき、前記放射線の数のピークに対応する信号強度である第１の信号強度を特定する第１の特定部と、
   前記複数の変換器それぞれについて、前記第１の信号強度よりも高い強度における、前記信号強度と前記放射線の数との関係に基づき、散乱せずに入射した放射線のエネルギーに対応する信号強度である第２の信号強度を特定する第２の特定部と、
   前記複数の変換器それぞれについて特定された前記第２の信号強度が目標信号強度に合うように、前記複数の変換器それぞれから出力される電気信号の信号強度を補正する補正部と、
   を備える、医用画像診断装置。
2. 前記第１の特定部は、前記複数の変換器それぞれについて、前記信号強度と前記放射線の数との関係を表すヒストグラムにおけるピークの信号強度である前記第１の信号強度を特定し、
   前記第２の特定部は、前記複数の変換器それぞれについて、前記第１の信号強度よりも高強度側の前記ヒストグラムの部分に基づいて、前記ヒストグラムにおいて、散乱せずに入射した放射線のエネルギーに対応する信号強度である前記第２の信号強度を特定する、
   請求項１に記載の医用画像診断装置。
3. 前記第２の特定部は、前記第１の信号強度よりも高強度側の前記ヒストグラムの部分が示す信号強度と入射した放射線の数との関係を用いてカーブフィッティングを行うことにより、前記第２の信号強度を特定する、
   請求項２に記載の医用画像診断装置。
4. 前記第２の特定部は、単位時間あたりの入射した放射線の数を算出し、算出した単位時間あたりの入射した放射線の数に基づいて、前記ヒストグラムからパイルアップによる影響を除く補正を行い、補正後のヒストグラムに基づいて、前記第２の信号強度を特定する、
   請求項２又は３に記載の医用画像診断装置。
5. 前記第２の特定部は、前記第１の信号強度よりも高強度側の前記ヒストグラムの部分が示す信号強度と入射した放射線の数との関係を、ガウス曲線にフィッティングさせることにより、前記第２の信号強度を特定する、
   請求項２〜４のいずれか１つに記載の医用画像診断装置。
6. 前記第１の特定部は、被検体の撮像中に前記複数の変換器それぞれから出力された電気信号から得られる前記関係を用いて、前記第１の信号強度を特定する、
   請求項１〜５のいずれか１つに記載の医用画像診断装置。
7. 前記第１の特定部は、前記変換器により前記電気信号が出力されるたびに、前記第１の信号強度を特定し、
   前記第２の特定部は、前記第１の信号強度が特定されるたびに、前記第２の信号強度を特定し、
   前記補正部は、前記第２の信号強度が特定されるたびに、前記複数の変換器それぞれから出力される電気信号の信号強度を補正する、
   請求項１〜６のいずれか１つに記載の医用画像診断装置。
8. 前記第１の特定部は、所定期間内に実施された検査において前記複数の変換器それぞれから出力された電気信号の入射した放射線ごとの信号強度に基づく前記関係を用いて、前記第１の信号強度を特定する、
   請求項１〜７のいずれか１つに記載の医用画像診断装置。
9. 前記変換器は、光子の散乱を伴う放射線源から放出された、散乱せずに入射した放射線、及び、前記放射線源から放出された、放射線の散乱線に基づく前記電気信号を出力する、
   請求項１〜８のいずれか１つに記載の医用画像診断装置。
10. 前記変換器は、被検体から放出された、散乱せずに入射した放射線、及び、前記被検体から放出された、放射線の散乱線、又は、前記被検体を透過した、散乱せずに入射した放射線、及び、前記被検体を透過した、放射線の散乱線に基づく前記電気信号を出力する、
    請求項１〜８のいずれか１つに記載の医用画像診断装置。
11. 前記第１の特定部は、前記ヒストグラムにおいて、信号強度が高強度側から低強度側に向かって最初に微分係数が０となる点を前記ピークとして特定する、請求項２〜５のいずれか１つに記載の医用画像診断装置。
12. 前記補正部は、前記複数の変換器それぞれについて特定された前記第２の信号強度に基づいて、前記複数の変換器それぞれの後段に接続される増幅回路の増幅率を調整する、
    請求項１〜１１のいずれか１つに記載の医用画像診断装置。
13. 前記変換器は、被検体内で放出された陽電子が電子と結合して対消滅した際に放出された一対の放射線に基づく前記電気信号を出力する、
    請求項１〜８のいずれか１つに記載の医用画像診断装置。
14. 前記変換器は、被検体内から放出された放射線に基づく前記電気信号を出力する、
    請求項１〜８のいずれか１つに記載の医用画像診断装置。

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