JP2019056700A - 医用画像診断装置 - Google Patents

Abstract

【課題】シンチレータを有する検出器を簡易に校正すること。【解決手段】実施形態の医用画像診断装置は、シンチレータと、複数の光検出器と、校正部とを備える。シンチレータは、単一結晶で構成され、自己放射能を持つ。複数の光検出器は、前記シンチレータの異なる複数の位置に配置され、前記シンチレータから放出される放射線量に応じた電気信号を出力する。校正部は、各光検出器から出力された電気信号に基づく演算の結果が、前記複数の光検出器間で同一になるように各光検出器から出力された電気信号を校正する。【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。

一般的に、ＰＥＴ（Positron Emission computed Tomography）装置におけるガンマ線検出器（以下、検出器と言う）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（scintillation photons、optical photons）を光電子増倍管で受光し、電気信号に変換する。

ＰＥＴ装置における従来の検出器には、例えば、縦数ｍｍ、横数ｍｍ、高さ（厚み）数十ｍｍサイズのシンチレータ結晶を１単位とした、多数のシンチレータ結晶をアレイ状に組み上げたものが使用される。また、シンチレータ結晶間には反射材が挟まれており、ひとつのシンチレータ結晶内で発生したシンチレーション光が周囲のシンチレータ結晶へ漏れる（クロストーク）のを防ぐ構造になっている。このため、従来の検出器は、シンチレーション事象がどのシンチレータ結晶内で生じたかを離散的に同定する。

この同定は、同数のシンチレーション光子の受光に対する検出器の出力強度が既知であることが前提とする。そして、ＰＥＴ装置は、一般的には、この既知の情報をもとに、増幅器で出力強度を合せ込む処理、或いは、後段でソフトウエア的に強度を補正するデータ処理を施す。

米国特許出願公開第２０１６／０２９９２４０号明細書

本発明が解決しようとする課題は、シンチレータを有する検出器を簡易に校正することである。

実施形態の医用画像診断装置は、シンチレータと、複数の光検出器と、校正部とを備える。シンチレータは、単一結晶で構成され、自己放射能を持つ。複数の光検出器は、前記シンチレータの異なる複数の位置に配置され、前記シンチレータから放出される放射線量に応じた電気信号を出力する。校正部は、各光検出器から出力された電気信号に基づく演算の結果が、前記複数の光検出器間で同一になるように各光検出器から出力された電気信号を校正する。

図１は、第１の実施形態に係るＰＥＴ装置の構成を示すブロック図である。 図２は、第１の実施形態に係る検出器モジュールを説明するための図である。 図３は、第１の実施形態に係る計数情報収集回路を説明するための図である。 図４は、第１の実施形態に係るデータ記憶回路を説明するための図である。 図５は、第１の実施形態における計数情報のリストを説明するための図である。 図６は、第１の実施形態におけ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７は、第１の実施形態に係る計数情報収集回路による校正処理の手順を示すフローチャートである。 図８は、第１の実施形態を説明するための図である。 図９は、第１の実施形態を説明するための図である。 図１０は、第１の実施形態を説明するための図である。 図１１は、第１の実施形態に係る計数情報収集回路による計数情報算出処理の手順を示すフローチャートである。 図１２は、第１の実施形態の変形例を説明するための図である。

以下、図面を参照して、実施形態に係る医用画像診断装置を説明する。以下では、一例として、医用画像診断装置がＰＥＴ（Positron Emission computed Tomography）装置である場合について説明する。なお、実施形態は、以下の実施形態に限られるものではない。また、一つの実施形態に記載した内容は、原則として他の実施形態にも同様に適用される。

（第１の実施形態）
図１は、第１の実施形態に係るＰＥＴ装置１００の構成を示すブロック図である。図１に示すように、第１の実施形態に係るＰＥＴ装置１００は、架台１０と、コンソール２０とを備える。

架台１０は、被検体Ｐ内の陽電子から放出された一対の消滅ガンマ線を、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によって検出し、検出器の出力信号から計数情報を生成し、これを収集する。図１に示すように、架台１０は、天板１１と、寝台１２と、寝台ドライバ１３と、検出器１４と、計数情報収集回路１５とを備える。なお、架台１０は、図１に示すように、撮影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。寝台ドライバ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、寝台ドライバ１３は、天板１１を移動させることで、被検体Ｐを架台１０の撮影口内に移動させる。

検出器１４は、被検体Ｐ内の陽電子から放出された消滅ガンマ線を検出する。例えば、検出器１４は、図１に示すように、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、複数の検出器モジュール１４０を有する。なお、図１の例では、複数の検出器モジュール１４０は、検出器１４の円周の接線方向に配置される場合を示しているが、被検体Ｐの体軸方向にも配置されてもよい。

図２は、第１の実施形態に係る検出器モジュール１４０を説明するための図である。図２に示すように、検出器モジュール１４０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、シンチレータ１４１と、複数のＳｉＰＭ（Silicon photomultiplier）パネル１４２と、計数情報算出回路１４３とを有する。なお、複数のＳｉＰＭパネル１４２それぞれを区別する場合には、説明の便宜上、ＳｉＰＭパネル１４２ａ、ＳｉＰＭパネル１４２ｂ、ＳｉＰＭパネル１４２ｃ、ＳｉＰＭパネル１４２ｄ、ＳｉＰＭパネル１４２ｅ、及びＳｉＰＭパネル１４２ｆと異なる符号を付与して説明する。

シンチレータ１４１は、モノリシックに構成される。ここで言うモノリシックとは、一体化或いは一枚板を示す。すなわち、シンチレータ１４１は、単一結晶で構成される。このため、モノリシックに構成されるシンチレータ１４１には、例えば、シンチレータ結晶を１単位とした多数のシンチレータ結晶がアレイ状に組み上げられて使用されるのではなく、１つのシンチレータ結晶が区分けされずに一体化したまま使用される。このため、シンチレータ１４１には、反射材が挟まれない。

また、シンチレータ１４１は、図２に示すように、６面体である。なお、図２では、シンチレータ１４１が立方体である場合を示すが、シンチレータ１４１は、直方体であってもよい。また、シンチレータ１４１は、例えば、ＬＹＳＯ（Lutetium Yttrium Oxyorthosilicate）、ＬＳＯ（Lutetium Oxyorthosilicate）、ＬＧＳＯ（Lutetium Gadolinium Oxyorthosilicate）等のＬｕ系シンチレータ結晶によって形成される。なお、Ｌｕ系のシンチレータ結晶には、８８ｋｅＶ，２０１ｋｅＶ，３０６ｋｅＶ，４００ｋｅＶの光子を発する放射性同位元素Ｌｕ−１７６が含有される。

そして、シンチレータ１４１は、例えば、被検体Ｐ内の陽電子から放出されて入射した消滅ガンマ線をシンチレーション光（scintillation photons、optical photons）に変換する。すなわち、シンチレータ１４１は、モノリシックに構成され、ガンマ線をシンチレーション光に変換する。

複数のＳｉＰＭパネル１４２は、シンチレータ１４１の異なる位置に配置され、シンチレータ１４１によって変換されたシンチレーション光を検出して、電気信号を生成する。ここで、複数のＳｉＰＭパネル１４２は、シンチレータ１４１の少なくとも２面に設けられる。

例えば、複数のＳｉＰＭパネル１４２は、図２に示すように、シンチレータ１４１の６面それぞれに設けられる。言い換えると、図２に示す例では、モノリシックに構成されたシンチレータ１４１の６面すべてが、ＳｉＰＭパネル１４２で覆われている。なお、シンチレータ１４１を覆う面数は、６面より少なくてもよいし、全表面の一部でもよい。また、シンチレータ１４１の全表面に対して、ＳｉＰＭパネル１４２によって覆われるシンチレータ１４１の表面の割合が大きいほど、出力信号のＳ／Ｎは向上する。

なお、ＳｉＰＭパネル１４２は、基板上に形成されてから、シンチレータ１４１に配置されてもよい。言い換えると、ＳｉＰＭパネル１４２は、シンチレータ１４１と光学的に接着されていてもよい。或いは、ＳｉＰＭパネル１４２は、シンチレータ１４１上に直接形成されてもよい。言い換えると、ＳｉＰＭパネル１４２は、シンチレータ１４１表面に直接半導体形成されてもよい。

また、各ＳｉＰＭパネル１４２は、それぞれがチャネルとなるＳｉＰＭで構成される。例えば図２では、シンチレータ１４１の各面を覆うＳｉＰＭパネル１４２が４個（＝２×２）のＳｉＰＭで構成されている場合を例示している。しかしながら、ＳｉＰＭパネル１４２を構成する１面当たりのＳｉＰＭ数は１個（＝１×１）でもよいし、３２個（＝８×４）でもよい。ここで、１面当たりのＳｉＰＭ数が４個である場合、検出器モジュール１４０の出力チャネル総数は２４（＝２×２×６面）チャネルとなる。なお、各ＳｉＰＭは、光検出器の一例である。

計数情報算出回路１４３は、クロック回路、トリガー回路、エネルギー積分回路、及び外部との入出力回路を有し、ＳｉＰＭパネル１４２からの信号を処理して、処理結果を後述する計数情報収集回路１５に出力する機能を有する電気回路である。

計数情報収集回路１５は、各計数情報算出回路１４３によって出力された信号の処理結果を収集し、計数情報を算出する機能を有する電気回路である。なお、計数情報収集回路１５は、校正回路の一例である。図３は、第１の実施形態に係る計数情報収集回路１５を説明するための図である。

図３では、説明の便宜上シンチレータ１４１のみを図示している。計数情報収集回路１５は、図３に図示するように消滅ガンマ線が入射し、シンチレータ１４１におけるシンチレーション光への変換時の空間位置（Ｐ）及び変換時の時間（Ｔ）と、変換したガンマ線のエネルギー値（Ｅ）とを計数情報として算出する。

ここで、図３に図示するように消滅ガンマ線が入射し、シンチレーション光に変換された場合、計数情報収集回路１５は、シンチレーション光への変換時の空間位置（Ｐ）として、空間座標（ｘ，ｙ，ｚ）を算出する。なお、シンチレーション光への変換時の空間位置（Ｐ）のことをシンチレーション位置とも言う。

より具体的には、計数情報収集回路１５は、各ＳｉＰＭ（チャネルとも言う）からの電気信号を用いた重心演算により、空間位置（Ｐ）を算出する。例えば、計数情報収集回路１５は、シンチレーション光を同じタイミングで電気信号に変換した複数のチャネルを特定する。そして、計数情報収集回路１５は、特定した各チャネルの位置及び電気信号の強度を用いて重心の位置を計算し、消滅ガンマ線が入射したシンチレータ１４１内の空間的な位置を示す空間位置（Ｐ）を特定する。

また、計数情報収集回路１５は、ＳｉＰＭによって消滅ガンマ線が検出された検出時間（Ｔ）として、シンチレーション時刻（ｔ）を測定する。より具体的には、計数情報収集回路１５は、空間位置（Ｐ）からＳｉＰＭまでの距離に基づいて、ＳｉＰＭによって消滅ガンマ線が検出された検出時間（Ｔ）を算出する。例えば、計数情報収集回路１５は、各チャネルから電気信号を取得した時間を補正前検出時間（Ｔ’）として特定する。より具体的には、計数情報収集回路１５は、１０−１２秒（ピコ秒）単位の精度で補正前検出時間（Ｔ’）を特定する。なお、補正前検出時間（Ｔ’）は、クロック回路によって記録された絶対時刻であってもよいし、撮影開始時点からの経過時間であってもよい。

ここで、補正前検出時間（Ｔ’）は、計数情報収集回路１５がＳｉＰＭから電気信号を取得した時間であって、ＳｉＰＭによって消滅ガンマ線が検出された検出時間（Ｔ）ではない。すなわち、補正前検出時間（Ｔ’）は、ＳｉＰＭによって消滅ガンマ線が検出された検出時間（Ｔ）から、シンチレーション光がＳｉＰＭで受光されるまでに移動する距離だけ遅延した時間である。そこで、計数情報収集回路１５は、空間位置（Ｐ）からＳｉＰＭまでの距離に基づいて、補正前検出時間（Ｔ’）を補正して、検出時間（Ｔ）を算出する。なお、計数情報収集回路１５は、高精度な時刻測定のためにＴＤＣ（Time-Digital-Converter）回路との照合を行ってもよい。

また、計数情報収集回路１５は、ＳｉＰＭによって消滅ガンマ線が検出された際の消滅ガンマ線のエネルギー値（Ｅ）として、シンチレーションの総エネルギー（Ｅ）を測定する。より具体的には、計数情報収集回路１５は、空間位置（Ｐ）からＳｉＰＭまでの減衰量に基づいて、エネルギー値（Ｅ）を算出する。例えば、計数情報収集回路１５は、各ＳｉＰＭから出力された電気信号の強度を積分計算することで、検出器モジュール１４０に入射した消滅ガンマ線の補正前エネルギー値（Ｅ’）を特定する。

ここで、補正前エネルギー値（Ｅ’）は、計数情報収集回路１５がＳｉＰＭから電気信号を取得した際の電気信号の強度の積分値であって、ＳｉＰＭによって消滅ガンマ線が検出された際の消滅ガンマ線のエネルギー値（Ｅ）ではない。すなわち、補正前エネルギー値（Ｅ’）は、ＳｉＰＭによって消滅ガンマ線が検出された際の消滅ガンマ線のエネルギー値（Ｅ）よりも、シンチレーション光がＳｉＰＭで受光されるまでに移動する間にエネルギー値が減衰した値である。そこで、計数情報収集回路１５は、空間位置（Ｐ）からＳｉＰＭまでのシンチレーション光が移動する間の減衰量に基づいて、補正前エネルギー値（Ｅ’）を補正して、エネルギー値（Ｅ）を算出する。

計数情報収集回路１５は、収集した計数情報を、後述するデータ記憶回路２４に格納する。なお、計数情報収集回路１５による計数情報を算出する処理の詳細については後述する。また、変換時の時間（Ｔ）のことを検出時間（Ｔ）とも言う。

図１に戻る。コンソール２０は、操作者によるＰＥＴ装置１００の操作を受け付け、ＰＥＴ画像の撮影を制御するとともに、架台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２０は、入力インターフェース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とを備える。なお、コンソール２０が備える各部は、バスを介して接続される。

入力インターフェース２１は、ＰＥＴ装置１００の操作者によって各種指示や各種設定の入力に用いられるマウスやキーボード等であり、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、入力インターフェース２１は、撮影開始指示の入力に用いられる。ディスプレイ２２は、操作者によって参照されるモニター等であり、システム制御回路２７による制御の下、被検体Ｐの呼吸波形やＰＥＴ画像を表示したり、操作者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、寝台ドライバ１３を制御する機能を有する電気回路である。

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機能を有する電気回路である。図４は、第１の実施形態に係るデータ記憶回路２４を説明するための図である。図４に示すように、データ記憶回路２４は、計数情報記憶回路２４ａと、同時計数情報記憶回路２４ｂと、ＰＥＴ画像記憶回路２４ｃとを備える。なお、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。

計数情報記憶回路２４ａは、計数情報収集回路１５によって収集された計数情報のリストを記憶する機能を有する電気回路である。また、計数情報記憶回路２４ａ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、計数情報記憶回路２４ａ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５は、第１の実施形態における計数情報のリストを説明するための図である。図５に示すように、計数情報記憶回路２４ａは、検出器モジュール１４０を識別するモジュールＩＤに対応付けて、空間位置（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。

同時計数情報記憶回路２４ｂ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機能を有する電気回路である。また、同時計数情報記憶回路２４ｂ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、同時計数情報記憶回路２４ｂ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６は、第１の実施形態におけ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６に示すように、同時計数情報記憶回路２４ｂ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。ここで、同一のコインシデンスＮｏ．の組で記憶されている情報は、検出時間（Ｔ）の時間差が時間ウィンドウ幅以内にあることを示す。すなわち、図６の例では、コインシデンスＮｏ．１であるＴ１１とＴ２２とが時間ウィンドウ幅以内にあり、コインシデンスＮｏ．２であるＴ１２とＴ３２とが時間ウィンドウ幅以内にあり、コインシデンスＮｏ．３であるＴ１３とＴ３３とが時間ウィンドウ幅以内にあることを示す。なお、第１の実施形態において、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。

ＰＥＴ画像記憶回路２４ｃは、画像再構成回路２６によって再構成されたＰＥＴ画像を記憶する機能を有する電気回路である。また、ＰＥＴ画像記憶回路２４ｃ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。

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によって収集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機能を有する電気回路である。具体的には、同時計数情報生成回路２５は、計数情報記憶回路２４ａに記憶された計数情報のリストから、一対の消滅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、検索し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、同時計数情報記憶回路２４ｂに格納する。

例えば、同時計数情報生成回路２５は、操作者によって入力された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機能を有する電気回路である。同時計数情報生成条件には、時間ウィンドウ幅が指定される。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、計数情報記憶回路２４ａ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１４０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、同時計数情報記憶回路２４ｂ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。

画像再構成回路２６は、ＰＥＴ画像を再構成する機能を有する電気回路である。具体的には、画像再構成回路２６は、同時計数情報記憶回路２４ｂ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ＰＥＴ画像記憶回路２４ｃに格納する。

システム制御回路２７は、架台１０及びコンソール２０を制御することによって、ＰＥＴ装置１００の全体制御を行う機能を有する電気回路である。例えば、システム制御回路２７は、ＰＥＴ装置１００における撮影を制御する。

また、上述した寝台制御回路２３、同時計数情報生成回路２５、画像再構成回路２６、及びシステム制御回路２７等の各部は、ＡＳＩＣ（Application Specific Integrated Circuit）やＦＰＧＡ（Field Programmable Gate Array）等の集積回路、ＣＰＵ（Central Processing Unit）やＭＰＵ（Micro Processing Unit）等の電子回路によって実現される。

以上、第１の実施形態に係るＰＥＴ装置１００の全体構成について説明した。かかる構成のもと、第１の実施形態に係るＰＥＴ装置１００は、入射した消滅ガンマ線がシンチレータ１４１においてシンチレーション光へ変換された時の空間位置（Ｐ）及び時間（Ｔ）と、変換されたガンマ線のエネルギー値（Ｅ）とを計数情報として算出する。そして、ＰＥＴ装置１００は、算出し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し、時系列リストを用いてＰＥＴ画像を再構成する。

ところで、ＰＥＴ装置１００において、シンチレーション位置やシンチレーション時刻を正しく測定するためには、ＳｉＰＭの出力強度の測定と、測定した出力強度に基づく校正とが必要となる。

ここで、シンチレータ結晶をアレイ状に組み上げた従来の検出器の場合には、例えば、エネルギーが既知である単色ガンマ線シンチレータにおけるシンチレーション光子に、光検出器が受光したことによる出力（応答関数）のピークなどを合せ込むように個々の光検出器の出力強度を調整する校正方法が知られている。

しかしながら、従来の単色ガンマ線を用いた校正方法は、モノリシックシンチレータを有する検出器１４の校正処理には適用が困難であった。例えば、モノリシックシンチレータを有する検出器１４では、シンチレーションポイントが広い領域に分布する。このため、事象毎に各ＳｉＰＭの出力は変化してしまう。

また、検出器１４の校正に多くの事象の出力を平均して用いようとしても、特定の方向からのガンマ入射を元にすると、シンチレーション事象に偏りが生じてしまう。例えば、量子力学的ガンマ線吸収過程あるいは散乱過程の結果としてガンマ線が入射するシンチレータ表面付近ではシンチレーション事象が多く、一方、ガンマ線が入射するシンチレータ表面とは反対側の表面ではシンチレーション事象が少ない。

更に、シンチレータ側面を含む、表面近くでのシンチレーションはコンプトン散乱された電子がシンチレータからエスケープすることが多い。この場合は検出器１４に入射する光学光子数が減ってしまうことになる。

以上のように、単色ガンマ線を入射させる場合、モノリシックシンチレータの各部位で均一なシンチレーション事象を実現することが難しい。このため、単色ガンマ線の入射をもとにした検出器１４の出力を校正する処理には困難が伴う。

このようなことから、第１の実施形態に係るＰＥＴ装置１００は、外部からの入射ガンマ線を使わずに、検出器１４の出力を校正する。より具体的には、第１の実施形態に係るＰＥＴ装置１００は、シンチレータ１４１に含有される放射性同位元素Ｌｕ−１７６が発する、８８ｋｅＶ，２０１ｋｅＶ，３０６ｋｅＶ，４００ｋｅＶの光子を検出して、各ＳｉＰＭから出力された電気信号を校正する。

例えば、複数のＳｉＰＭは、自己放射能を持つシンチレータ１４１から放出される放射線量に応じた電気信号を出力する。即ち、複数のＳｉＰＭは、自己放射能を持つシンチレータ１４１から放出される放射線によるシンチレーション光子数に応じた電気信号を出力する。そして、計数情報収集回路１５は、各ＳｉＰＭから出力された電気信号に基づく演算の結果が、複数のＳｉＰＭ間で同一になるように各ＳｉＰＭから出力された電気信号を校正する。以下では、計数情報収集回路１５による校正処理の詳細について説明する。

図７は、第１の実施形態に係る計数情報収集回路１５による校正処理の手順を示すフローチャートである。図７では、各構成要素がフローチャートのどのステップに対応するかを説明する。ステップＳ１からステップＳ４は、計数情報収集回路１５により実現されるステップである。なお、図７に示す校正処理は、ＰＥＴ装置１００による被検体Ｐの撮影の合間に実行される。

ステップＳ１では、計数情報収集回路１５は、校正の開始を受付けたか否かを判定する。ここで、計数情報収集回路１５は、校正の開始を受付けたと判定しなかった場合（ステップＳ１、Ｎｏ）、ステップＳ１の判定処理を繰り返す。一方、計数情報収集回路１５は、校正の開始を受付けたと判定した場合（ステップＳ１、Ｙｅｓ）、ステップＳ２に移行する。

ステップＳ２では、計数情報収集回路１５は、電気信号を収集する。例えば、各検出器モジュール１４０の各ＳｉＰＭは、自己放射能を持つシンチレータ１４１から放出される放射線量に応じた電気信号を各検出器モジュール１４０の計数情報算出回路１４３に出力する。そして、計数情報収集回路１５は、各ＳｉＰＭから出力された電気信号を、各検出器モジュール１４０の計数情報算出回路１４３から収集する。

ステップＳ３では、計数情報収集回路１５は、演算結果を算出する。例えば、計数情報収集回路１５は、各ＳｉＰＭパネル１４２に含まれるＳｉＰＭからの電気信号を用いて、各チャネルの信号強度を示すヒストグラムを生成する。言い換えると、計数情報収集回路１５は、各ＳｉＰＭから出力された電気信号の計数値を演算の結果とする。図８は、第１の実施形態を説明するための図である。

図８の横軸はチャネル番号を示し、図８の縦軸は各チャネルの信号強度を示す。図８の例では、ＳｉＰＭパネル１４２を構成する１面当たりのＳｉＰＭ数は１個であり、チャネル数が６である場合を示す。また、図８に示す例では、横軸の左側から順にチャネル番号１（ｃｈ．１）からチャネル番号６（ｃｈ．６）までの信号強度を示す。また、図８の例では、縦軸の信号強度は、各ＳｉＰＭからの電気信号の強度を積分計算した値である。計数情報収集回路１５は、発光事象ごとに、図８に示すようなヒストグラムを生成する。

図８に示す例では、計数情報収集回路１５は、チャネル番号１の信号強度をα２と算出し、チャネル番号２の信号強度をα５と算出し、チャネル番号３の信号強度をα４と算出する。また、計数情報収集回路１５は、チャネル番号４の信号強度をα３と算出し、チャネル番号５の信号強度をα１と算出し、チャネル番号６の信号強度をα４と算出する。なお、図８に示す例において信号強度の大小関係は、α１＜α２＜α３＜α４＜α５である。

図７に戻る。ステップＳ４では、計数情報収集回路１５は、校正値を算出する。例えば、計数情報収集回路１５は、各ＳｉＰＭから出力された電気信号に基づく演算の結果が、複数のＳｉＰＭ間で同一になるように校正値を算出する。図９は、第１の実施形態を説明するための図である。

図９では、図８と同様にチャネル数が６である場合のヒストグラムを示す。計数情報収集回路１５は、各ＳｉＰＭにおける領域とシンチレータ１４１との位置関係を用いて各ＳｉＰＭから出力された電気信号を校正する。例えば、計数情報収集回路１５は、図９に示すように、複数のＳｉＰＭごとに、各ＳｉＰＭにおける計数値の逆数に比例した重みを校正値として算出する。図９に示す例では、計数情報収集回路１５は、図８に示す信号強度の逆数に比例した重みを校正値として算出する。

一例をあげると、計数情報収集回路１５は、チャネル番号１の校正値を１／α２と算出し、チャネル番号２の校正値を１／α５と算出し、チャネル番号３の校正値を１／α４と算出する。また、計数情報収集回路１５は、チャネル番号４の校正値を１／α３と算出し、チャネル番号５の校正値を１／α１と算出し、チャネル番号６の校正値を１／α４と算出する。そして、計数情報収集回路１５は、各検出器モジュール１４０のＳｉＰＭと、算出した校正値とを対応付けて記憶する。

なお、図７から図９を用いた説明では、ＳｉＰＭパネル１４２を構成する１面当たりのＳｉＰＭ数が１個であり、チャネル数が６である場合について説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、ＳｉＰＭパネル１４２を構成する１面当たりのＳｉＰＭ数が２個以上である場合にも、上述した実施形態を適用可能である。かかる場合も、計数情報収集回路１５は、各ＳｉＰＭにおける領域とシンチレータ１４１との位置関係を用いて各ＳｉＰＭから出力された電気信号を校正する。図１０は、第１の実施形態を説明するための図である。

図１０では、検出器モジュール１４０において、ＳｉＰＭパネル１４２を構成する１面当たりのＳｉＰＭ数が９（３×３）個であり、チャネル数が５４である場合について説明する。図１０に示すように、ＳｉＰＭパネル１４２に含まれる各ＳｉＰＭは、シンチレータ１４１の中心との位置関係に基づいて、Ａ型、Ｂ型及びＣ型に分類される。かかる場合、検出器モジュール１４０には、Ａ型のＳｉＰＭが６個、Ｂ型のＳｉＰＭが２４個、Ｃ型のＳｉＰＭが２４個含まれる。

そして、計数情報収集回路１５は、検出器モジュール１４０において、Ａ型のＳｉＰＭ間で同一になるように各ＳｉＰＭから出力された電気信号を校正する。また、計数情報収集回路１５は、検出器モジュール１４０において、Ｂ型のＳｉＰＭ間で同一になるように各ＳｉＰＭから出力された電気信号を校正する。同様に、計数情報収集回路１５は、検出器モジュール１４０において、Ｃ型のＳｉＰＭ間で同一になるように各ＳｉＰＭから出力された電気信号を校正する。

続いて、計数情報収集回路１５による計数情報算出処理について説明する。図１１は、第１の実施形態に係る計数情報収集回路１５による計数情報算出処理の手順を示すフローチャートである。図１１では、各構成要素がフローチャートのどのステップに対応するかを説明する。ステップＳ１０１からステップＳ１０６は、計数情報収集回路１５により実現されるステップである。なお、図１１に示す計数情報算出処理は、ＰＥＴ装置１００による被検体Ｐの撮像時に実行される。

ステップＳ１０１では、計数情報収集回路１５は、電気信号を収集する。例えば、計数情報収集回路１５は、各ＳｉＰＭパネル１４２に含まれるＳｉＰＭから出力された電気信号を計数情報算出回路１４３から収集する。ステップＳ１０２では、計数情報収集回路１５は、電気信号を収集した際の時刻を記録する。

ステップＳ１０３では、計数情報収集回路１５は、電気信号を校正値に基づいて校正する。ここで、例えば、計数情報収集回路１５は、各ＳｉＰＭから出力された電気信号に基づく演算の結果が、複数のＳｉＰＭ間で同一になるように各ＳｉＰＭから出力された電気信号を校正する。より具体的には、計数情報収集回路１５は、複数のＳｉＰＭごとに、各ＳｉＰＭにおける計数値の逆数に比例した重みを乗算することで、各ＳｉＰＭから出力された電気信号を校正する。

ステップＳ１０４では、計数情報収集回路１５は、空間位置を算出する。ここで、計数情報収集回路１５は、シンチレーション光への変換時の空間位置（Ｐ）として、空間座標（ｘ，ｙ，ｚ）を算出する。

ステップＳ１０５では、計数情報収集回路１５は、空間位置からの距離に基づいて時間を算出する。例えば、計数情報収集回路１５は、クロック回路によって記録された絶対時刻を、各チャネルから電気信号を取得した時間を検出時間（Ｔ’）として特定する。そして、計数情報収集回路１５は、空間位置（Ｐ）からＳｉＰＭまでの距離に基づいて、検出時間（Ｔ’）を補正して、シンチレーション光への変換時の時間（Ｔ）を算出する。そして、計数情報収集回路１５は、空間位置（Ｐ）とシンチレータ１４１の屈折率とに基づいてシンチレーション光への変換時の時間（Ｔ）を更に補正する。

ステップＳ１０６では、計数情報収集回路１５は、減衰量に基づいてエネルギー値を算出する。例えば、計数情報収集回路１５は、各ＳｉＰＭから出力された電気信号の強度を積分計算することで、検出器モジュール１４０に入射した消滅ガンマ線の補正前エネルギー値（Ｅ’）を特定する。そして、計数情報収集回路１５は、空間位置（Ｐ）からＳｉＰＭまでのシンチレーション光が移動する間の減衰量に基づいて、補正前エネルギー値（Ｅ’）を補正して、エネルギー値（Ｅ）を算出する。

これにより、同時計数情報生成回路２５は、計数情報収集回路１５によって収集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。そして、画像再構成回路２６は、同時計数情報記憶回路２４ｂ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。

上述したように、第１の実施形態に係るＰＥＴ装置１００では、各ＳｉＰＭから出力された、自己放射能を持つシンチレータ１４１から放出される放射線量に応じた電気信号に基づく演算の結果が、複数の光ＳｉＰＭ間で同一になるように各ＳｉＰＭから出力された電気信号を校正する。これにより、第１の実施形態によれば、モノリシックシンチレータを用いた検出器１４の出力を、外部のガンマ線源を用いることなく校正処理することができる。

また、外部のガンマ線源を用いた校正処理では、検出器１４の各部位で均一なシンチレーション事象を実現することが難しく、シンチレーション事象に偏りが生じた。しかしながら、第１の実施形態に係るＰＥＴ装置１００では、自己放射能に応じた電気信号に基づいて校正処理を行う。この自己放射能は、検出器１４の各部位で均一に発生するものと仮定できる。このため、第１の実施形態に係るＰＥＴ装置１００によれば、外部のガンマ線源を用いた校正処理よりも校正精度を上げることが出来る。

また、第１の実施形態に係るＰＥＴ装置１００では、校正処理のために特別な装置を設ける必要がなく、検出器毎に個別に校正処理を行うことが可能である。このため、製造工程と並行して校正済みの検出器を準備することが可能になる。また、サービスパーツとして常に校正処理を実施することが可能になる。

また、小サイズのシンチレータ結晶を多数アレイ状に組み上げた検出器を用いる場合等において、自己放射能に基づく校正処理を行なう場合、シンチレータごとに得られる事象数が少ないため、検出器１４の出力を校正処理することはできない。これに対して、シンチレータ１４１が単一結晶で構成されている場合、シンチレータ１４１が大サイズとなることから、放出される放射線量は多い。従って、第１の実施形態に係るＰＥＴ装置１００は、単一結晶で構成されるシンチレータ１４１を備えることにより、自己放射能に基づいて校正処理を行なう場合でも十分な事象数を確保し、検出器１４の出力の校正処理を可能とすることができる。

なお、ＰＥＴ装置１００が備えるシンチレータは、単一結晶で構成されるシンチレータ１４１に限定されるものではない。即ち、自己放射能により放出する放射線量が多く、十分な事象数が得られるシンチレータであれば、シンチレータはモノリシックでなくともよい。例えば、シンチレータ結晶を多数アレイ状に組み上げた検出器が用いられる場合において、各シンチレータ結晶のサイズが十分に大きい場合には、ＰＥＴ装置１００は、自己放射能を持つ各シンチレータ結晶から放出される放射線量に基づいて検出器の出力を校正処理することができる。

例えば、ＰＥＴ装置１００は、複数のシンチレータと、複数のＳｉＰＭとを備える。ここで、複数のＳｉＰＭは、自己放射能を持つシンチレータから放出される放射線量に応じた電気信号を出力する。なお、シンチレータごとにＳｉＰＭが設けられてもよいし、複数のシンチレータごとにＳｉＰＭが設けられてもよいし、１つのシンチレータに対して複数のＳｉＰＭが設けられてもよい。ここで、複数のシンチレータそれぞれが十分な放射線量を放出している場合、計数情報収集回路１５は、各ＳｉＰＭから出力された電気信号に基づく演算の結果が、複数のＳｉＰＭの間で同一になるように、各ＳｉＰＭから出力された電気信号を校正することができる。また、ＰＥＴ装置１００は、ＳｉＰＭに代えて、光電子増倍管（ＰＭＴ：Photomultiplier Tube）を備えてもよい。

また、計数情報収集回路１５は、検出器１４の出力の校正処理に加えて、自己放射能に基づく種々の校正処理を行なうこともできる。

例えば、計数情報収集回路１５は、シンチレータ１４１から放出される放射線量に基づいて、タイミング・キャリブレーション(Timing Calibration)を実行することができる。例えば、複数のＳｉＰＭパネル１４２がシンチレーション光に基づく電気信号を出力した後、計数情報算出回路１４３がＳｉＰＭパネル１４２からの電気信号を取得するまでの時間には、ＳｉＰＭパネル１４２の個体差によるばらつきが生じる。ここで、計数情報収集回路１５は、ＳｉＰＭパネル１４２が自己放射能に応じて出力した電気信号を計数情報算出回路１４３が取得するまでの時間が、複数のＳｉＰＭパネル１４２の間で同一になるように、タイミング・キャリブレーションを実行することができる。

また、例えば、計数情報収集回路１５は、信号増幅処理に関するオフセット補正を実行することができる。例えば、複数のＳｉＰＭパネル１４２それぞれは、シンチレーション光に基づく電気信号をオペアンプにより増幅した後、計数情報算出回路１４３に出力する。ここで、シンチレーション光に基づく電気信号（オペアンプへの入力電圧）がオフセット値よりも小さい場合、オペアンプからの出力電圧が現れない場合がある。即ち、オペアンプへの入力電圧がオフセット値以下である場合、オペアンプからの出力電圧は０となる。また、かかるオフセット値には、オペアンプの個体差によるばらつきが生じる。ここで、計数情報収集回路１５は、ＳｉＰＭパネル１４２が自己放射能に応じて出力した電気信号が、オペアンプからの出力電圧として現れたか否かに応じて、各オペアンプのオフセット値を求めることができる。

ここで、シンチレータが放出する放射線量が少ない場合においても、タイミング・キャリブレーションや、信号増幅処理に関するオフセット補正は可能である。即ち、タイミング・キャリブレーションやオフセット補正においては、ＳｉＰＭが電気信号を出力したという事象を検出できれば十分であり、電気信号の大きさの情報までは要しない。従って、小サイズのシンチレータ結晶を多数アレイ状に組み上げた検出器が用いられる場合等、各シンチレータから放出される放射線量が少ない場合においても、タイミング・キャリブレーションやオフセット補正は可能である。換言すると、第１の実施形態に係るＰＥＴ装置１００は、放出する放射線量が多いシンチレータ（モノリシックなシンチレータ等）を備えることにより、タイミング・キャリブレーションやオフセット補正に加えて、検出器１４の出力の校正処理をも可能とすることができる。

（第１の実施形態の変形例）
上述した実施形態では、計数情報収集回路１５は、各ＳｉＰＭから出力された電気信号の計数値を演算の結果とするものとして説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、計数情報収集回路１５は、各ＳｉＰＭから出力された電気信号を用いて生成されたスペクトルを演算の結果としてもよい。図１２は、第１の実施形態の変形例を説明するための図である。

図１２では、横軸にエネルギー値を示し、縦軸に強度を示す。例えば、計数情報収集回路１５は、Ｌｕ−１７６が発する、８８ｋｅＶ，２０１ｋｅＶ，３０６ｋｅＶ，４００ｋｅＶの光子を検出して、図１２に示すようなスペクトルをＳｉＰＭごとに生成する。そして、計数情報収集回路１５は、複数のＳｉＰＭ間でスペクトルが同一になるように校正値を算出する。例えば、計数情報収集回路１５は、スペクトルが同一となるような増幅率を校正値として算出する。そして、計数情報収集回路１５は、計数情報算出処理において、スペクトルに基づいて複数のＳｉＰＭそれぞれの増幅率を調整することで各ＳｉＰＭから出力された電気信号を校正する。

（その他の実施形態）
実施形態は、上述した実施形態に限られるものではない。

また、上述した実施形態では、各検出器モジュール１４０において、シンチレータ１４１に含有されるＬｕ−１７６が同一であるものとして説明したが、シンチレータ１４１に含有されるＬｕ−１７６がシンチレータ間で異なる場合にも上述した実施形態を適用可能である。かかる場合、例えば、計数情報収集回路１５は、各検出器モジュール１４０における単位時間当たりの計数値で各検出器モジュール１４０における複数のＳｉＰＭごとの計数値を除算することで、各検出器モジュール１４０における複数のＳｉＰＭから出力された電気信号を校正する。

上述した実施形態では、ＰＥＴ装置１００による被検体Ｐの撮影の合間に校正処理が実行されるものとして説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、校正処理は、ＰＥＴ装置１００の運用中に実行されてもよい。すなわち、計数情報収集回路１５は、ＰＥＴ装置１００による被検体Ｐの撮像中に各ＳｉＰＭから出力された電気信号を校正する。

上述した実施形態では、検出器モジュール１４０は、計数情報算出回路１４３を備えるものとして説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、計数情報算出回路１４３は、検出器モジュール１４０とは独立に設けられても良い。また、複数の検出器モジュール１４０を複数のブロックに区分けし、ブロック毎に計数情報算出回路１４３を備えるようにしてもよい。

また、上述した実施形態では、計数情報算出回路１４３は、ＳｉＰＭパネル１４２からの信号を計数情報収集回路１５に出力し、計数情報収集回路１５が、ＳｉＰＭパネル１４２からの信号を処理するものとして説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、計数情報収集回路１５は、各計数情報算出回路１４３によって出力された信号の処理結果を収集しても良い。かかる場合、計数情報算出回路１４３は、各ＳｉＰＭパネル１４２からの信号を収集して、各ＳｉＰＭが出力した電気信号の強度を示す強度分布を生成する。或いは、計数情報算出回路１４３は、各ＳｉＰＭパネル１４２からの信号を収集して、各ＳｉＰＭのスペクトルを生成する。

また、上述した実施形態では、シンチレータ１４１は、六面体の形状を有するものとして説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、シンチレータ１４１は、球形状を有しても良い。かかる場合、ＳｉＰＭパネル１４２は、シンチレータ１４１の球形状に沿って配置される。或いは、例えばライトガイドを用いて空間を埋めることで球形状のシンチレータ１４１を六面体の形状にし、シンチレータ１４１の少なくとも２面に複数のＳｉＰＭパネル１４２を設けるようにしてもよい。

上述した実施形態では、医用画像診断装置の一例として、ＰＥＴ装置１００について説明したが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、医用画像診断装置は、単一光子放射段像撮像装置(ＳＰＥＣＴ)であってもよい。また、医用画像診断装置は、光子計数型のＸ線検出器を有する、Ｘ線ＣＴ（Computed Tomography）装置やＸ線診断装置であってもよい。なお、ＰＥＴ装置１００は、乳房用であってもよい。

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 Gate Array：ＦＰＧＡ））等の回路を意味する。プロセッサは記憶回路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、記憶回路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。さらに、図１における複数の構成要素を１つのプロセッサへ統合してその機能を実現するようにしてもよい。

上記の実施形態の説明において、図示した各装置の各構成要素は機能概念的なものであり、必ずしも物理的に図示の如く構成されていることを要しない。すなわち、各装置の分散・統合の具体的形態は図示のものに限られず、その全部又は一部を、各種の負荷や使用状況等に応じて、任意の単位で機能的又は物理的に分散・統合して構成することができる。さらに、各装置にて行なわれる各処理機能は、その全部または任意の一部が、ＣＰＵおよび当該ＣＰＵにて解析実行されるプログラムにて実現され、或いは、ワイヤードロジックによるハードウェアとして実現され得る。

また、上記の実施形態で説明した制御方法は、予め用意された制御プログラムをパーソナルコンピュータやワークステーション等のコンピュータで実行することによって実現することができる。この制御プログラムは、インターネット等のネットワークを介して配布することができる。また、この制御プログラムは、ハードディスク、フレキシブルディスク（ＦＤ）、ＣＤ−ＲＯＭ、ＭＯ、ＤＶＤ等のコンピュータで読み取り可能な記録媒体に記録され、コンピュータによって記録媒体から読み出されることによって実行することもできる。

以上説明した少なくとも一つの実施形態によれば、シンチレータを有する検出器を簡易に校正することができる。

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。

１００ ＰＥＴ装置
１４ 検出器
１５ 計数情報収集回路
１４０ 検出器モジュール
１４１ シンチレータ
１４２ ＳｉＰＭパネル

Claims (9)

1. 単一結晶で構成され、自己放射能を持つシンチレータと、
   前記シンチレータの異なる複数の位置に配置され、前記シンチレータから放出される放射線量に応じた電気信号を出力する複数の光検出器と、
   各光検出器から出力された電気信号に基づく演算の結果が、前記複数の光検出器間で同一になるように各光検出器から出力された電気信号を校正する校正部と、
   を備える医用画像診断装置。
2. 前記校正部は、各光検出器における領域と前記シンチレータとの位置関係を用いて各光検出器から出力された電気信号を校正する、請求項１に記載の医用画像診断装置。
3. 前記校正部は、各光検出器から出力された電気信号の計数値を前記演算の結果とする、請求項１又は２に記載の医用画像診断装置。
4. 前記校正部は、前記複数の光検出器ごとに、各光検出器における計数値の逆数に比例した重みを乗算することで、各光検出器から出力された電気信号を校正する、請求項１〜３のいずれか一つに記載の医用画像診断装置。
5. 前記シンチレータと前記複数の光検出器とを有する検出器モジュールを複数備え、
   前記校正部は、各検出器モジュールにおける単位時間当たりの計数値で各検出器モジュールにおける前記複数の光検出器ごとの計数値を除算することで、各検出器モジュールにおける前記複数の光検出器から出力された電気信号を校正する、請求項１〜４のいずれか一つに記載の医用画像診断装置。
6. 前記校正部は、各光検出器から出力された電気信号を用いて生成されたスペクトルを前記演算の結果とする、請求項１又は２に記載の医用画像診断装置。
7. 前記校正部は、前記スペクトルに基づいて前記複数の光検出器それぞれの増幅率を調整することで各光検出器から出力された電気信号を校正する、請求項６に記載の医用画像診断装置。
8. 前記校正部は、前記医用画像診断装置による被検体の撮像中に各光検出器から出力された電気信号を校正する、請求項１〜７のいずれか一つに記載の医用画像診断装置。
9. 自己放射能を持つ複数のシンチレータと、
   複数の前記シンチレータに対して複数設けられ、前記シンチレータから放出される放射線量に応じた電気信号を出力する光検出器と、
   各光検出器から出力された電気信号に基づく演算の結果が、複数の光検出器間で同一になるように各光検出器から出力された電気信号を校正する校正部と、
   を備える医用画像診断装置。

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