JP2024056664A - ポジトロン放射断層撮影装置、制御方法及び制御プログラム - Google Patents

Abstract

【課題】移動可能な複数のガンマ線検出器リングを有する構成において、ＰＥＴ画像の再構成をより適切に行うこと。【解決手段】実施形態に係るポジトロン放射断層撮影装置は、複数のガンマ線検出器リングと、処理回路とを備える。複数のガンマ線検出器リングは、被検体が内側に配置されるボアを形成し、当該ボアの長さが軸方向長さを規定し、前記軸方向長さに沿って移動可能であり、それぞれが複数のガンマ線検出器モジュールを含む。処理回路は、前記軸方向長さに沿った第１の軸方向位置にあるガンマ線検出器モジュールの第１のデータ収集期間に対応する空間情報及びタイミング情報の第１のセットと、前記軸方向長さに沿った第２の軸方向位置にあるガンマ線検出器モジュールの第２のデータ収集期間に対応する空間情報及びタイミング情報の第２のセットとを含むＰＥＴデータを取得し、前記ＰＥＴデータに基づいてＰＥＴ画像を再構成する。【選択図】図１２

Description

本明細書及び図面に開示の実施形態は、ポジトロン放射断層撮影装置、制御方法及び制御プログラムに関する。

ポジトロン放射断層撮影（Positron Emission Tomography；ＰＥＴ）イメージングは、被検体に（例えば、摂取又は吸入によって）放射性医薬品を投与した状態で始まる。時間が経つにつれて、放射性医薬品は、その物理的特性及び生体分子特性を利用して被検体（人体）の特定の場所に集中することによって、関心領域に蓄積する。データ取得のための放射性医薬品の投与から排出までの実際の空間分布、蓄積点又は蓄積領域の強度、及び、ＰＥＴイメージングプロセスの動力学は、全て臨床的に重要な要素である。

ＰＥＴイメージングプロセスの間、放射性医薬品に結合されたポジトロン放出体は、同位体の物理的特性に従ってポジトロンを放出する。放出されたポジトロンは、イメージング対象又は被検体の電子と衝突し、その結果、ポジトロンと電子とが対消滅して、反対方向に５１１ｋｅＶの２つのガンマ線が発生する。ＰＥＴ装置は、発生したガンマ線を検出するための数個のＰＥＴ検出器リングを有し、一般的には、当該数個のＰＥＴ検出器リングを支持する円筒ボア型の筐体を有する。このようなＰＥＴ装置は、通常、軸方向及び径方向の大きさが固定されたＦＯＶ（Field Of View）を有する。そして、現在では、検体の大きさが増大すること及び臨床的な要求が増大することを見越して、ボアの直径及び軸方向の長さが大きいＰＥＴ装置が市場向けに開発されている。しかしながら、このような設計では、ボアの直径及び軸方向の長さが大きくなることに伴い、システムのコストを押し上げるＰＥＴ検出器モジュール及びＰＥＴ検出器リングの数が増加するため、ＰＥＴ装置のコストが増大する。

一般的に、ＰＥＴ装置ではＦＯＶ（Field Of View）の軸方向の大きさが固定されていることを考えると、ＰＥＴ検出器モジュール及びＰＥＴ検出器リングの数を増加させることなく（したがって、コストを増加させることなく）ａＦＯＶ（axial Field Of View）を増大させるには、隣接するＰＥＴ検出器リング間のギャップを大きくすることが必要になる。この結果、ＰＥＴ検出器リングの軸方向の大きさとＰＥＴ検出器リング間のギャップとの合計が、システムのａＦＯＶとなる。このようなａＦＯＶシステムは、特定の用途では適切な感度を提供するが、信号対ノイズ比の低下や、隣接するＰＥＴ検出器リング間のギャップ内で生じる入射イベントの損失が問題となる。さらに、増加したａＦＯＶは全ての用途に適しているとは限らない。例えば、増加したａＦＯＶは、胴体全体を撮像するためには適しているが、肺癌に特異的に関連する情報を取得することはできない可能性がある。

したがって、本開示で説明するように、ＰＥＴ検出器リングの位置の調整に適応可能な手法が必要になる。

なお、上述した「背景技術」の説明は、本開示の内容を一般に提示することを目的としたものである。この背景技術の項で説明されている範囲での本発明者の研究、及び、出願時には本願以外では先行技術と見なされない当該説明の態様は、明示的にも黙示的にも、本発明に対する先行技術として自認されたものではない。

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本明細書及び図面に開示の実施形態が解決しようとする課題の一つは、移動可能な複数のガンマ線検出器リングを有する構成において、ＰＥＴ画像の再構成をより適切に行うことである。ただし、本明細書及び図面に開示の実施形態により解決しようとする課題は上記課題に限られない。後述する実施形態に示す各構成による各効果に対応する課題を他の課題として位置付けることもできる。

実施形態に係るＰＥＴ装置は、複数のガンマ線検出器リングと、処理回路とを備える。複数のガンマ線検出器リングは、被検体が内側に配置されるボアを形成し、当該ボアの長さがポジトロン放射断層撮影装置の軸方向長さを規定し、前記軸方向長さに沿って移動可能であり、それぞれが複数のガンマ線検出器モジュールを含む。処理回路は、前記被検体の複数の体軸横断スライスに関するＰＥＴデータであって、前記軸方向長さに沿った第１の軸方向位置にあるガンマ線検出器モジュールの第１のデータ収集期間に対応する空間情報及びタイミング情報の第１のセットと、前記軸方向長さに沿った第２の軸方向位置にあるガンマ線検出器モジュールの第２のデータ収集期間に対応する空間情報及びタイミング情報の第２のセットとを含むＰＥＴデータを取得し、当該ＰＥＴデータに基づいてＰＥＴ画像を再構成する。

添付の図面とともに以下の詳細な説明を参照することによって、本開示及びそれに伴う多くの利点をより良く理解することができる。

図１Ａは、短いａＦＯＶのＰＥＴ装置における検出器モジュールリングを示す図である。 図１Ｂは、長いａＦＯＶのＰＥＴ装置における検出器モジュールリングを示す図である。 図１Ｃは、本開示の例示的な実施形態に係るａａＦＯＶ型のＰＥＴ装置における検出器モジュールリングを示す図である。 図２は、本開示の例示的な実施形態に係るＰＥＴ装置を示す斜視図である。 図３は、本開示の例示的な実施形態に係るＰＥＴ装置及び関連するハードウェアを示す概略図である。 図４は、本開示の例示的な実施形態に係るａａＦＯＶ型のＰＥＴ装置の方法を示すフローチャートである。 図５は、本開示の例示的な実施形態に係るａａＦＯＶ型のＰＥＴ装置の方法のサブプロセスを示すフローチャートである。 図６Ａは、本開示の例示的な実施形態に係るａａＦＯＶ型のＰＥＴ装置の方法のサブプロセスを示すフローチャートである。 図６Ｂは、本開示の例示的な実施形態に係るａａＦＯＶ型のＰＥＴ装置の方法のサブプロセスを説明するための図である。 図７Ａは、本開示の例示的な実施形態に係るａａＦＯＶ型のＰＥＴ装置の方法のサブプロセスを示すフローチャートである。 図７Ｂは、本開示の例示的な実施形態に係るａａＦＯＶ型のＰＥＴ装置の方法のサブプロセスを説明するための図である。 図８Ａは、本開示の例示的な実施形態に係るａａＦＯＶ型のＰＥＴ装置の方法を示すフローチャートである。 図８Ｂは、本開示の例示的な実施形態に係るａａＦＯＶ型のＰＥＴ装置の方法を示すフローチャートである。 図９Ａは、本開示の例示的な実施形態に係るａａＦＯＶ型のＰＥＴ装置の方法を説明するための図である。 図９Ｂは、本開示の例示的な実施形態に係るａａＦＯＶ型のＰＥＴ装置の方法を説明するための図である。 図９Ｃは、本開示の例示的な実施形態に係るａａＦＯＶ型のＰＥＴ装置の方法を示すフローチャートである。 図１０は、本開示の例示的な実施形態に係るａａＦＯＶ型のＰＥＴ装置の方法を説明するための図である。 図１１は、本開示の例示的な実施形態に係るａａＦＯＶ型のＰＥＴ装置の方法を説明するための図である。 図１２は、ａａＦＯＶ型のＰＥＴ装置を用いて画像を再構成する方法を示すフローチャートである。

本開示は、軸方向に調整可能な検出器モジュールリングのためのポジトロン放射断層撮影装置及び方法に関する。

一実施形態によれば、本開示は、被検体が内側に配置されるボアを形成し、当該ボアの長さがポジトロン放射断層撮影装置の軸方向長さを規定し、前記軸方向長さに沿って移動可能であり、それぞれが複数のガンマ線検出器モジュールを含む複数のガンマ線検出器リングと、前記被検体の複数の体軸横断スライスに関するＰＥＴ（Positron Emission Tomography）データであって、前記軸方向長さに沿った第１の軸方向位置にあるガンマ線検出器モジュールの第１のデータ収集期間に対応する空間情報及びタイミング情報の第１のセットと、前記軸方向長さに沿った第２の軸方向位置にあるガンマ線検出器モジュールの第２のデータ収集期間に対応する空間情報及びタイミング情報の第２のセットとを含むＰＥＴデータを取得し、当該ＰＥＴデータに基づいてＰＥＴ画像を再構成する処理回路とを備える、ポジトロン放射断層撮影装置に関する。

一実施形態によれば、本開示は、被検体が内側に配置されるボアを形成し、当該ボアの長さがポジトロン放射断層撮影装置の軸方向長さを規定し、前記軸方向長さに沿って移動可能であり、それぞれが複数のガンマ線検出器モジュールを含む複数のガンマ線検出器リングを備えるポジトロン放射断層撮影装置の制御方法であって、処理回路が、前記被検体の複数の体軸横断スライスに関するＰＥＴ（Positron Emission Tomography）データであって、前記軸方向長さに沿った第１の軸方向位置にあるガンマ線検出器モジュールの第１のデータ収集期間に対応する空間情報及びタイミング情報の第１のセットと、前記軸方向長さに沿った第２の軸方向位置にあるガンマ線検出器モジュールの第２のデータ収集期間に対応する空間情報及びタイミング情報の第２のセットとを含むＰＥＴデータを取得し、前記ＰＥＴデータに基づいてＰＥＴ画像を再構成することを含む、制御方法に関する。

一実施形態によれば、本開示は、被検体が内側に配置されるボアを形成し、当該ボアの長さがポジトロン放射断層撮影装置の軸方向長さを規定し、前記軸方向長さに沿って移動可能であり、それぞれが複数のガンマ線検出器モジュールを含む複数のガンマ線検出器リングを備えるポジトロン放射断層撮影装置の制御プログラムであって、コンピュータに、前記被検体の複数の体軸横断スライスに関するＰＥＴ（Positron Emission Tomography）データであって、前記軸方向長さに沿った第１の軸方向位置にあるガンマ線検出器モジュールの第１のデータ収集期間に対応する空間情報及びタイミング情報の第１のセットと、前記軸方向長さに沿った第２の軸方向位置にあるガンマ線検出器モジュールの第２のデータ収集期間に対応する空間情報及びタイミング情報の第２のセットとを含むＰＥＴデータを取得する手順と、前記ＰＥＴデータに基づいてＰＥＴ画像を再構成する手順とを実行させる、制御プログラムに関する。

なお、上記段落は一般的な導入部として記載したものであり、特許請求の範囲を限定するものではない。開示の実施形態は、利点とともに、以下の詳細な説明を添付図面と併せて参照することによって最も良く理解することができる。

本明細書の全体を通して、「１つの実施形態」、「特定の実施形態」、「一実施形態」、「一実装」、「一例」又は同様の用語への言及は、実施形態に関連して説明された特定の特徴、構造又は特性が、本開示の少なくとも１つの実施形態に含まれることを意味する。したがって、本明細書の全体を通して各所に記載されているそのような表現は、必ずしも全てが同じ実施形態を参照しているとは限らない。さらに、特定の特徴、構造、又は特性は、１つ又は複数の実施形態において、制限されることなく任意の適切な方法で組み合わせることができる。

人間に対する全ての核医学検査は、検出される消滅イベントの数、イメージング時間、及び、吸収される線量との間のトレードオフによって制限される。検出されるイベントの数によって最終的な画像の信号対ノイズ比（Signal-To-Noise Ratio：ＳＮＲ）が決まるが、現時点では、投与される放射性医薬品の放射能に対する制約、及び、高い放射能で発生する高い確率のイベント率及びデッドタイムによって、短時間での高ＳＮＲ画像の取得が妨げられている。これにより、短い時間のフレームのデータセットは常にノイズが多いことから、トレーサーの反応速度モデルを用いた高解像度の動的イメージング検査を実行する能力が制限されている。さらなる制限は、トレーサーの注射は全身的であり、そのため放射性トレーサーは被検体の全身に存在するにもかかわらず、現在のイメージングシステムは、被検体の身体のごく一部しかＦＯＶ内に包含できないことである。被検体の全身又は複数の臓器系での放射性トレーサーの分布が重要な用途では、この制限はさらに非効率を招き、関心のある全ての組織から動態データを取得することが困難になる。

通常はＦＯＶが固定されているとすると、関心のある全ての組織から動態データを取得するためには、ＰＥＴ装置の寝台天板をＰＥＴ検出器リングに対して平行移動させて、後処理で時間が一致していない画像をつなぎ合わせることによって、リアルタイムなトレーサーのデータを概算する必要がある。さらに、例えば、フルオロデオキシグルコースＦ１８（１８Ｆ－ＦＤＧ）を用いて、ＰＥＴ装置の寝台天板をＰＥＴ検出器リングに対して平行移動させて連続した画像を取得する全身ＰＥＴスキャンを行う場合、身体から逃散する同時発生的な光子の対が検出される全体的な効率は１％未満である。単純化すると、この数値は、一般的な臨床用ＰＥＴ装置におけるＦＯＶ内の平均幾何学的感度が５％未満であり、軸方向のカバレッジが２０ｃｍであり、何れかの１時点において身体の８分の１未満がＦＯＶ内にあることから導くことができる。

したがって、例えば、ＦＯＶが被検体の大きさ及び長さに一致する全身ＰＥＴ装置を用いることによってＰＥＴスキャンの幾何学的なカバレッジを改善すれば、感度を直接的に１桁以上増大させることができると考えられる。このように有効感度を大幅に改善することで、人間の医学研究におけるＰＥＴの有用性を飛躍的に拡大する可能性や、新たな臨床用途につながる可能性、既存の臨床用途におけるＰＥＴの有用性を向上させる可能性がある。

しかしながら、全ての被検体及び疾患状態について有意義な診断価値を有する全身ＰＥＴ装置を実現するためには、桁違いの費用を要する数のＰＥＴ検出器リング及び検出器素子が必要となる。結果として、現在では、全身ＰＥＴスキャンに近い有利性を有する軸方向に長いＦＯＶ（以下、長いａＦＯＶ）を提供する費用対効果の高い方法に焦点を合わせた研究が行われている。このような研究では、コストを削減するために、隣接するＰＥＴ検出器リング間にギャップを設けることによって必要な検出器素子の数を最小限に抑えている。長いａＦＯＶの手法は、位置が固定されたＰＥＴ検出器リングを提供するとともに、軸方向に短いＦＯＶ（以下、短いａＦＯＶ）の手法と同様の感度、空間分解能及びコントラスト回復を提供するが、その一方で、隣接するＰＥＴ検出器リング間のギャップ内に存在する情報を取得できないことによって画像のノイズを増加させてしまう。

また、長いａＦＯＶは、全ての臨床用途に必要であるとは限らない。例えば、全身ＰＥＴ装置を使用する場合も同様に悩まされるように、小児のプロトコル、又は、脳イメージングや心臓イメージングのような臓器固有のプロトコルでは、長いａＦＯＶの使用が必要でないこともある。また、理論的には長いａＦＯＶのＰＥＴ装置が有用である場合でも、肺癌の胴体全体イメージング又はＦＤＧ－ＳＵＶ（Standardized Uptake Value）の全身測定の場合のように、有用な診断データを提供するために必ずしも長いａＦＯＶの感度が必要でない場合もある。

結果として、ここで図１Ａ及び図１Ｂを参照すると、臨床医、放射線科医及び病院は、図１Ａに示すような、被検体１１０の小さな関心領域の高いＳＮＲのデータを取得することが可能な固定された短いａＦＯＶのＰＥＴ装置を利用するか、図１Ｂに示すような、長いａＦＯＶ１０９で被検体１１０の大きな関心領域のデータを取得することが可能であるが、隣接するＰＥＴ検出器リング１０１の間に形成されたギャップ内でのデータ喪失を伴う長いａＦＯＶのＰＥＴ装置のいずれを利用するかの決定に直面することになる。ここで、図１Ａは、短いａＦＯＶのＰＥＴ装置が、最小のＰＥＴ検出器リング間隔１１２でガンマ線を検出するように構成されたＰＥＴ検出器リング１０１を用いる場合の例を示し、図１Ｂは、長いａＦＯＶのＰＥＴ装置が、より大きなＰＥＴ検出器リング間隔１１２でガンマ線を検出するように構成されたＰＥＴ検出器リング１０１を用いる場合の例を示している。

ファントム又は人間から放射された陽電子が電子と衝突すると、消滅イベントが発生し、陽電子と電子とが結合する。ほとんどの場合、消滅イベントは、実質的に１８０度離れて進む（５１１ｋｅＶの）２つのガンマ線を生成する。これらのガンマ線のうちの１つは、シングルと称される。トレーサーの時空間分布を断層撮像再構成原理によって再構成するために、各検出イベントが、そのエネルギー（すなわち、生成された光の量）、検出位置及びタイミングで特徴づけられる。２つのガンマ線（すなわち、２つのシングル、又は、１つのペア）を検出し、それらの位置の間に線、すなわち応答線（Line-Of-Response：ＬＯＲ）を引くことによって、元の崩壊が発生したと見込まれる位置を決定することができる。

動かないように固定されたａＦＯＶのＰＥＴ装置によって直面する上記問題に対処するため、本開示は、「柔軟（flexible）」に軸方向に適応可能な（adaptive）ＦＯＶのＰＥＴ装置について説明する。ここで、図１Ｃは、本開示の例示的な実施形態に係るａａＦＯＶ（adaptive aFOV）型のＰＥＴ装置システムを示している。このＰＥＴ装置は、被検体の大きさ、形状及び医用イメージングに応じて、診断に関連する領域に配置されるように調整可能なＰＥＴ検出器リングを提供する。図１Ｃに示すように、例えば、全身イメージングを提供するために、被検体１１０の軸方向の長さに対応するａＦＯＶ１０９に沿って複数のＰＥＴ検出器リング１０１が配置される。ａａＦＯＶ型のＰＥＴ装置の方法によれば、例えば、ＰＥＴ検出器リング１０１は、被検体の年齢、被検体の性別、及び、被検体の身長を含む被検体の特定の特徴に応じて、又は、医用イメージングに基づく被検体内での放射線の減弱に応じて配置される。このようにして、関連する被検体の要因に応じて、被検体１１０の特定の領域は第１の距離のＰＥＴ検出器リング間隔１１２’とされ、被検体１１０の他の特定の領域は第２の距離のＰＥＴ検出器リング間隔１１２”とされる。例えば、図１Ｃに示すように、関心領域が被検体１１０の上気道を含む場合は、それに応じて、胴体上部のＰＥＴ検出器リング間隔１１２’が下肢のＰＥＴ検出器リング間隔１１２”より短くされる。なお、適切なイメージング条件を提供するためには、ａＦＯＶが被検体の体長又は体長の一部となるように調整されることもあるため、イメージング中に被検体の軸方向の長さ又は被検体の身長がａａＦＯＶ型のＰＥＴ装置のａＦＯＶより長くなることもあり得る。

以下、図１Ｃを参照して説明した本開示の方法について、残りの図面を参照しながら詳細に説明する。

一実施形態によれば、本開示は、軸方向に位置を調整可能なＰＥＴ検出器リングを有するＰＥＴ装置、及び、軸方向に位置を調整可能なＰＥＴ検出器リングの位置を調整する方法を説明する。一実施形態では、ＰＥＴ検出器リングの位置は、指定された制約に従って調整されてもよい。例えば、高い感度でデータを取得したい軸方向の位置をユーザが指定し、それに応じて、ＰＥＴ検出器リングの位置が決定及び調整されてもよい。一実施形態では、ＰＥＴ装置は、手動によるＰＥＴ検出器リングの軸方向の位置の調整が可能であってもよい。

一実施形態では、ＰＥＴ検出器リングの位置は、被検体の特徴及び／又は以前の医用画像に基づいて自動的に調整されてもよい。例えば、ＰＥＴ検出器リングの位置は、被検体の物理的パラメータ又は生体認証に従って調整されてもよい。ＰＥＴ検出器リングの位置は、寝台天板に取り付けられた重量センサ、外部光学センサ、架台に取り付けられた距離センサ等に従って決定されてもよい。そのような決定は、本明細書で説明される方法に従って自動的に行われてもよい。

一実施形態では、ＰＥＴ検出器リングの位置は、被検体の画像プロファイルに従って自動的に調整されてもよい。例えば、ＰＥＴ検出器リングの位置は、コンピュータ断層撮影（Computed Tomography：ＣＴ）スキャンによって得られた被検体の横断面画像に従って決定されてもよい。ＰＥＴ検出器リングの位置は、ＣＴマスクの大きさ、又は、幾つかの統計メトリックの中で特に、合計、中央値、最大値、合計の累乗のようなＣＴ強度メトリックの指標に基づいてもよい。他の例では、ＰＥＴ検出器リング位置は、被検体又は被検体の関心領域のＰＥＴスキャンに従って決定されてもよい。例えば、ＰＥＴ検出器リング位置は、被検体の頭蓋骨のＰＥＴスキャンに従って決定されてよく、被検体の頭蓋骨のＰＥＴマスクの大きさ、又は、幾つかの統計メトリックの中で特に、合計、中央値、最大値、合計の累乗のような被検体の頭蓋骨のＰＥＴ強度メトリックの指標に基づいてもよい。一実施形態では、ＰＥＴ検出器リングの位置は、所定のモデルに従って調整されてもよい。例えば、幾つかの情報の中で特に、身長、体重、性別当の被検体の生体情報、及び／又は、被検体の診断情報に基づいて、ＰＥＴ検出器リングの位置の予め定義されたモデルが選択されてもよい。上述した方法について、以下でさらに詳しく説明する。

一実施形態によれば、ＰＥＴ検出器リングの位置は、被検体における中央の関心領域及び被検体における周辺の関心領域に従って決定されてもよい。例えば、中央の関心領域から取得されたデータに基づいて画像が再構成される際に当該中央の関心領域内の散乱の推定を改善することを可能にするために、１つ又は複数のＰＥＴ検出器リングが周辺の関心領域内に配置されてもよい。

以下、図面を参照して、上述した内容についてさらに説明する。各図において、同様の参照番号は同一又は対応する要素を示す。本開示の方法は、図２及び図３に示すように、ＰＥＴ装置において実施することができる。このため、図２及び図３は、それぞれが長方形の検出器モジュールとして構成された複数のガンマ線検出器（Gamma-Ray Detector：ＧＲＤ）２０１（例えば、ＧＲＤ１、ＧＲＤ２…ＧＲＤＮ）を含むＰＥＴ装置２００を示している。ＰＥＴ装置２００は、例えば、上述したａａＦＯＶ型のＰＥＴ装置である。１つの実装では、架台２０４において円形のボア２０２を形成する各ＰＥＴ検出器リングは、４０個のＧＲＤを含む。他の実装では、４８個のＧＲＤが含まれることもあり、より大きなボアをＰＥＴ装置２００に形成するためには、さらに多くのＧＲＤが用いられる。本開示では、例えば、各ＰＥＴ検出器リングは、ａａＦＯＶ型のＰＥＴ装置の軸方向に沿ってそれぞれが独立して平行移動することが可能である。例えば、各ＰＥＴ検出器リングの平行移動は、手動の操作及び／又は電動の操作によって実行される。ＧＲＤは、ガンマ線をシンチレーション光子（光波長、赤外線波長、紫外線波長等）に変換するためのシンチレータ結晶アレイを含んでおり、当該光子が光検出器によって検出される。各ＧＲＤは、例えば、それぞれが個別にガンマ線を吸収してシンチレーション光子を放出する複数の検出器結晶の２次元アレイを含む。シンチレーション光子は、例えば、ＧＲＤにさらに配置された光電子増倍管（Photomultiplier Tube：ＰＭＴ）の２次元アレイによって検出される。例えば、検出器結晶の２次元アレイとＰＭＴの２次元アレイの間に、光ガイドが配置される。さらに、各ＧＲＤは、様々な大きさの複数のＰＭＴを含んでもよく、各ＰＭＴが、複数の検出器結晶からシンチレーション光子を受け取るように構成されてもよい。各ＰＭＴは、例えば、シンチレーションイベントが発生したタイミングを示すアナログ信号と、検出イベントを生じるガンマ線のエネルギーとを生成する。さらに、１つの検出器結晶から放出された光子は、例えば、複数のＰＭＴによって検出され、各ＰＭＴによって生成されたアナログ信号に基づいて、例えばアンガー論理及び結晶復号化等を用いて、検出イベントに対応する検出器結晶が決定される。なお、結晶と光検出器とが１対１で対応している場合には、アンガー演算は必ずしも必要とされない。ここで、ＰＥＴ検出器リングは、ガンマ線検出器リングの一例である。また、ＧＲＤは、ガンマ線検出器モジュールの一例である。

図３は、被検体ＯＢＪから放出されたガンマ線を検出するように配置されたＧＲＤを有するＰＥＴ装置２００の概略図を示す。ＧＲＤは、例えば、各ガンマ線検出に対応するタイミング、位置、及びエネルギーを測定する。１つの実装では、ガンマ線検出器は、例えば、図２及び図３に示すように、ＰＥＴ検出器リングに配置される。なお、図３には１つのＰＥＴ検出器リングを示しているが、実際には、複数のＰＥＴ検出器リングがＰＥＴ装置２００の軸方向に沿って実装されている。検出器結晶は、例えば、２次元アレイに配置された個別のシンチレータ素子を有するシンチレータ結晶であり、シンチレータ素子として既知の任意のシンチレーション材料が用いられる。ＰＭＴは、例えば、シンチレーションイベントのアンガー演算及び結晶復号化を可能にするように、各シンチレータ素子からの光が複数のＰＭＴによって検出されるように配置される。

ここで、図３は、イメージング対象の被検体ＯＢＪが寝台天板３０６上に載置され、被検体ＯＢＪ及び寝台天板３０６を囲んで複数のＧＲＤ３０１（ＧＲＤ１～ＧＲＤＮ）が円周方向に配置されたＰＥＴ装置２００の構成の一例を示している。複数のＧＲＤは、ＰＥＴ検出器リングを含んでおり、架台３０４に固定的に結合された円形のボア３０２に固定的に結合されている。架台３０４は、ＰＥＴ装置の多くの要素を収容している。また、架台３０４は、円筒形のボア３０２によって規定された開口部を含んでおり、当該開口部の内側に被検体ＯＢＪ及び寝台天板３０６が配置され、当該被検体ＯＢＪから消滅イベントにより反対方向に放出されたガンマ線がＧＲＤによって検出され、タイミング情報及びエネルギー情報を用いて、ガンマ線のペアの同時発生が決定される。

図３では、さらに、ガンマ線検出データを取得、格納、処理及び配信するための回路及びハードウェアが示されている。回路及びハードウェアは、プロセッサ３０７、ネットワークコントローラ３０３、メモリ３０５、及び、データ取得システム（Data Acquisition System：ＤＡＳ）３０８を含む。ＰＥＴイメージング装置は、さらに、ＧＲＤからの検出測定結果をＤＡＳ３０８、プロセッサ３０７、メモリ３０５及びネットワークコントローラ３０３へ転送するデータチャネルを含む。データ取得システム３０８は、例えば、検出器からの検出データの取得、デジタル化及び転送を制御する。１つの実装では、ＤＡＳ３０８は、寝台天板３０６の移動を制御する。プロセッサ３０７は、以下で説明する方法４１５（図４に示す）に従ってＰＥＴ検出器リングの調節、検出データの再構成前処理、画像再構成、及び画像データの再構成後処理を含む機能を実行する。ここで、プロセッサは、処理回路の一例である。

一実施形態によれば、図２及び図３のＰＥＴ装置２００のプロセッサ３０７は、以下で説明する方法４１５を実行する。プロセッサ３０７は、例えば、ＡＳＩＣ（Application Specific Integrated Circuit）、ＦＰＧＡ（Field Programmable Gate Array）、又は、他のＣＰＬＤ（Complex Programmable Logic Device：ＣＰＬＤ）のような、個別の論理ゲートとして実装なＣＰＵ（Central Processing Unit）を含む。ＦＰＧＡ又はＣＰＬＤは、例えば、ＶＨＤＬ、Ｖｅｒｉｌｏｇ又はその他のハードウェア記述言語によってコード化されて実装され、当該コードがＦＰＧＡ又はＣＰＬＤ内の電子メモリに直接、又は、他の電子メモリに保存される。また、メモリ３０５は、例えば、ハードディスクドライブ、ＣＤ－ＲＯＭドライブ、ＤＶＤドライブ、ＦＬＡＳＨ（登録商標）ドライブ、ＲＡＭ（Random Access Memory）、ＲＯＭ（Read Only Memory）、又は、当技術分野で知られている他の任意の電子記憶装置である。メモリ３０５は、ＲＯＭ、ＥＰＲＯＭ（Erasable Programmable ROM）、ＥＥＰＲＯＭ（Electrically Erasable Programmable ROM）又はＦＬＡＳＨ（登録商標）メモリのような不揮発性のメモリであってもよい。また、メモリ３０５は、スタティックＲＡＭ又はダイナミックＲＡＭ等の揮発性のメモリであってもよく、マイクロコントローラ又はマイクロプロセッサのようなプロセッサが、電子メモリの管理、及び、ＦＰＧＡ又はＣＰＬＤと当該メモリとの間の相互作用の管理を行うために設けられてもよい。

または、プロセッサ３０７に含まれるＣＰＵが、本明細書に記載の方法４１５を実行するコンピュータ可読命令のセットを含むコンピュータプログラムを実行してもよい。このプログラムは、上述した非一時的な電子メモリ及び／又はハードディスクドライブ、ＣＤ（Compact Disc）、ＤＶＤ（Digital Versatile Disc）、ＦＬＡＳＨ（登録商標）ドライブ、又は他の既知の記憶媒体に保存される。さらに、当該コンピュータ可読命令は、ユーティリティアプリケーション、バックグラウンドデーモン、オペレーティングシステムのコンポーネント、又はそれらの組み合わせとして提供され、米国インテル社のＸｅｎｏｎプロセッサ又は米国ＡＭＤ社のＯｐｔｅｒｏｎプロセッサのようなプロセッサ、並びに、マイクロソフトＶＩＳＴＡ、ＵＮＩＸ（登録商標）、Ｓｏｌａｒｉｓ、ＬＩＮＵＸ、Ａｐｐｌｅ、ＭＡＣ－ＯＳ、及び当業者に既知の他のオペレーティングシステムのようなオペレーティングシステムにおいて実施されてよい。さらに、ＣＰＵは、命令を実行するために並列で共同動作する複数のプロセッサとして実装することができる。

一実施形態では、ＰＥＴ装置は、例えば、再構成された画像等を表示するためのディスプレイを含む。このディスプレイは、例えば、ＬＣＤ（Liquid Crystal Display）ディスプレイ、ＣＲＴ（Cathode Ray Tube）ディスプレイ、プラズマディスプレイ、ＯＬＥＤ（Organic Light Emitting Diode）ディスプレイ、ＬＥＤ（Light Emitting Diode）ディスプレイ、又は、当技術分野で既知の他の任意のディスプレイである。

ネットワークコントローラ３０３は、例えば、米国インテル社のインテルイーサネットＰＲＯネットワークインターフェースカードであり、ＰＥＴイメージング装置の種々の要素間を接続する。また、ネットワークコントローラ３０３は、例えば、外部ネットワークとの接続も行う。なお、外部ネットワークは、インターネット等の公衆ネットワーク、又は、ＬＡＮ（Local Area Network）若しくはＷＡＮ（Wide Area Network）のようなプライベートネットワーク、又は、それらの任意の組み合わせであってもよく、ＰＳＴＮ（Public Switched Telephone Network）又はＩＳＤＮ（Integrated Services Digital Network）サブネットワークを含んでもよい。例えば、外部ネットワークは、イーサネットネットワークのような有線のネットワークであってもよいし、ＥＤＧＥ（Enhanced Data Rates for GSM Evolution）、３Ｇ及び４Ｇ無線セルラーシステムを含むセルラーネットワークのような無線のネットワークであってもよい。例えば、無線のネットワークは、ＷｉＦｉ、Ｂｌｕｅｔｏｏｔｈ、又は他の既知の無線通信形式であってもよい。

以下、残りの図面を参照しながら、上述したａａＦＯＶ型のＰＥＴ装置の方法について説明する。

図４を参照し、方法４１５は、本開示の例示的な実施形態を示す。方法４１５は、概して、ａａＦＯＶ型のＰＥＴ装置で実施され、被検体及びＣＴ装置の軸方向に対するＰＥＴ検出器リングの位置を定義するために、ＣＴスキャンによって得られた被検体のデータを用いる。ここで、ＣＴスキャンを行う装置及びａａＦＯＶ型のＰＥＴ装置は、同一の装置であってもよい。この方法では、被検体のＣＴスキャンに基づいて、ＰＥＴ検出器リングが第１の位置から第２の位置へ移動されることにより、特定の関心領域におけるイメージング機能を向上させることができる。

具体的には、方法４１５のステップ４２０で、処理が開始し、被検体の減弱データが取得される。減弱データは、ＣＴスキャンによって得られた被検体の複数の横断面画像それぞれに関する減弱カウントデータである。減弱カウントデータは、ＣＴスキャンによって得られた被検体の各横断面画像について、被検体の軸方向に沿った特定の領域に吸収されるエネルギー量を定義する。ＣＴスキャンは、例えば、必然的に、全身ＣＴスキャンである。

また、方法４１５のサブプロセス４３０で、ステップ４２０で取得された減弱データに基づいて、各ＰＥＴ検出器リングの第２の位置が決定される。第２の位置は、特定のイメージング条件のための幾つかの適切な要因の中で特に、カウント数及びマスクの大きさに従って決定されてもよい。

また、方法４１５のステップ４４０で、ＰＥＴ検出器リングの位置が第１の位置からサブプロセス４３０で決定された第２の位置へ調整される。

当然ながら、一実施形態では、上述した方法４１５は、ＰＥＴスキャンによって得られた被検体の関心領域のデータに基づいて実施されてもよい。例えば、関心領域は頭蓋骨であってもよく、その場合に得られるデータは、上述した方法４１５及び後述する方法４１５によって、ＣＴスキャンによって得られる減弱データと同様に処理することができる。この例では、被検体の頭蓋骨に対する実施により、放射線被爆を低減しつつ有用な情報を得ることができる。

ここで、図５を参照し、方法４１５のサブプロセス４３０について説明する。具体的には、サブプロセス４３０のステップ５３１で、取得された減弱データに基づいて、減弱メトリックが計算される。減弱メトリックは、ＰＥＴ検出器リングそれぞれの第１の位置を考慮して決定される。一例では、減弱メトリックは、隣接するＰＥＴ検出器リング間における減弱カウント曲線下の面積である。ここで、減弱カウント曲線は、ＣＴスキャンによって得られた被検体の複数の横断面画像それぞれに関する減弱カウントを表す。また、他の例では、減弱メトリックは、隣接するＰＥＴ検出器リング間における減弱マスクの面積であってもよい。ここで、減弱マスクは、減弱カウントデータから決定され、被検体又は減弱体の形状を反映する。こうして、ＰＥＴ検出器リングの第１の位置において、隣接するＰＥＴ検出器リング間それぞれの減弱メトリックを比較することによって、減弱メトリックの値の変化が明らかになる。そして、サブプロセス４３０のステップ５３５で、隣接するＰＥＴ検出器間それぞれで計算された減弱メトリックが均等になるように、各ＰＥＴ検出器リングの第２の位置が決定される。この結果、第２の位置によって、ＰＥＴ装置の軸方向に沿って、隣接するＰＥＴ検出器リング間の減弱メトリックが均等になる。

一実施形態によれば、図６Ａのフローチャート及び図６Ｂを参照して説明するように、減弱メトリックは、減弱カウント曲線６２４の曲線下面積（Area Under The Curve：ＡＵＣ）であってもよい。ここで、減弱カウント曲線６２４のＡＵＣは、被検体の所定の身体領域における放射線の蓄積量を表す。

具体的には、サブプロセス６３０のステップ６２５で、減弱データとして減弱カウントデータが取得される。減弱カウントデータは、ＰＥＴイメージングの前に被検体に対してＣＴスキャンを行うことによって決定されてもよい。また、減弱カウントデータは、図６Ｂに示すように、ＣＴスキャンによって得られた複数の横断面画像６２２（スライス番号で示す）それぞれに対する減弱カウント６２１を含んでもよい。

また、サブプロセス６３０のステップ６３２で、ステップ６２５で取得された減弱カウントデータを処理することによって、減弱メトリックとして、第１の位置で隣接するＰＥＴ検出器リング６０１間における減弱カウント曲線６２４のＡＵＣが計算される。ここで、ステップ６３２は、サブプロセス４３０のステップ５３１の一例（５３１’）である。この方法では、第１の位置おいて隣接するＰＥＴ検出器リング６０１間それぞれのＡＵＣを比較することにより、システム内の不均衡を判定することができる。

そして、サブプロセス６３０のステップ６３５で、ＰＥＴ検出器リングの第１の位置でＡＵＣが均等でない場合に、隣接するＰＥＴ検出器リング６０１間それぞれにおけるＡＵＣが均等になるように各ＰＥＴ検出器リングの第２の位置が決定される。ここで、ステップ６３５は、サブプロセス４３０のステップ５３５の一例（５３５’）である。例えば、図６Ｂに示すように、被検体６１０のａＦＯＶ６０９に亘って減弱カウント６２１を正規化するために、被検体６１０の胴体の付近にあるＰＥＴ検出器リング６０１の位置が、被検体６１０の足の付近にあるＰＥＴ検出器リング６０１の位置と比べて互いに近くなるように決定される。ここで、ａＦＯＶ６０９は、被検体６１０の上端位置及び下端位置を含む（すなわち、ａＦＯＶ６０９は、部分的に、被検体６１０の長さによって決定される）。このように、減弱カウント曲線６２４のＡＵＣに応じてＰＥＴ検出器リング間隔６１２を変化させることによって、本明細書に記載のａａＦＯＶ型のＰＥＴ装置は、診断に有用な全身イメージングを提供する。

なお、サブプロセス６３０のステップ６３５は、数学的な決定によって行われる。図６Ｂに示す破線６２６、６２７は、ＰＥＴ検出器リング６０１の第２の位置を示しており、図示のように、破線６２６、６２７の間におけるＡＵＣは、ＣＴスキャンによって得られた横断面画像６２２それぞれに関する減弱カウント６２１を反映している。隣接するＰＥＴ検出器リング６０１間における減弱カウント曲線６２４のＡＵＣを正規化するために、以下のアルゴリズムが実行される。

一実施形態では、減弱カウント曲線６２４は、以下の式（１）で表されてもよい。

ここで、ｆ（ｎ）は、横断面画像６２２関する減弱カウント６２１によって定義される曲線であり、Ｎは、横断面画像の総数である。ＰＥＴ検出器リング間隔６１２を決定するためには、以下の式（２）を満たすことが必要とされる。

ここで、Ｍは、ＰＥＴ検出器リングの数であり、ｘ_ｉは、１つ目の破線６２６に位置付けられたＰＥＴ検出器リングの位置に対応し、ｘ_ｉ＋１は、２つ目の破線６２７に位置付けられたＰＥＴ検出器リングの位置に対応する。なお、ｘ_ｉ及びｘ_ｉ＋１は、被検体６１０のａＦＯＶ６０９に沿って配置された任意の隣接するＰＥＴ検出器リングに対応する。上記の式を満たすことによって、ＰＥＴ検出器リング６０１が第２の位置にあるときに隣接するＰＥＴ検出器リング６０１間それぞれの「ギャップ」におけるＡＵＣが等しくなるように、ＰＥＴ検出器リング間隔６１２が決定される。

一実施形態によれば、図７Ａのフローチャート及び図７Ｂを参照して説明するように、減弱メトリックは、被検体７１０のａＦＯＶ７０９に沿って隣接するＰＥＴ検出器リング７０１間における被検体７１０の減弱マスク７２８の面積であってもよい。

具体的には、サブプロセス７３０のステップ７２５で、減弱データとして減弱カウントデータが取得される。減弱カウントデータは、ＰＥＴイメージングの前に被検体に対してＣＴスキャンを行うことによって決定される。減弱カウントデータは、ＣＴスキャンによって得られた複数の横断面画像７２２（スライス番号で示す）それぞれに対する減弱カウントを含む。

また、サブプロセス７３０のステップ７３３で、ステップ７２５で取得された減弱カウントデータを処理することによって、図７Ｂに示すように、被検体７１０の減弱マスク７２８が生成される。減弱マスク７２８は、減弱カウントデータに含まれる減弱カウントに基づいて各横断面画像７２２における被検体７１０の断面形状又はマスクサイズ７２３を決定することによって生成され、減弱がＰＥＴ装置内の被検体が配置されている位置を効果的に特定する。このようにして、減弱カウントデータを用いることによって、その減弱特性の代わりに、被検体７１０の身体的な大きさの特徴を決定することができる。各横断面画像７２２における被検体７１０のマスクサイズ７２３によって、減弱マスクサイズ曲線７７４が定義される。

また、サブプロセス７３０のステップ７３４で、ステップ７３３で生成された減弱マスク７２８を用いて、減弱メトリックとして、第１の位置で隣接するＰＥＴ検出器リング７０１間における減弱マスクサイズ曲線７７４のＡＵＣが計算される。ここで、サブプロセス７３０のステップ７３４は、サブプロセス４３０のステップ５３１の一例（５３１”）である。減弱マスクサイズ曲線７７４のＡＵＣ７２９は、本明細書で説明するＡＵＣの一例である。ＡＵＣ７２９は、第１の位置にある隣接するＰＥＴ検出器リング７０１間における減弱マスクサイズ曲線７７４の積分を計算することによって求められる。このようにして、第１の位置において隣接するＰＥＴ検出器リング７０１間それぞれのＡＵＣを比較することによって、システム内の不均衡を判定することができる。図７Ａを参照して説明したように、ＡＵＣは、減弱マスク７２８に基づいて、被検体７１０の断面形状を表す。

そして、サブプロセス７３０のステップ７３５で、ａａＦＯＶ型のＰＥＴ装置において、ＰＥＴ検出器リングの第１の位置でＡＵＣが均等でない場合に、隣接するＰＥＴ検出器リング７０１間それぞれにおけるＡＵＣが均等になるように各ＰＥＴ検出器リングの第２の位置が決定される。ステップ７３５は、サブプロセス４３０におけるステップ５３５の一例（５３５”）である。例えば、図７Ｂに示すように、被検体７１０のａＦＯＶ７０９に亘ってマスクサイズ７２３を正規化するために、被検体７１０が大きい可能性がある被検体７１０の腹部の付近にあるＰＥＴ検出器リング７０１の位置が、被検体７１０の足の付近にあるＰＥＴ検出器リング７０１の位置と比べて互いに近くなるように決定される。ここで、ａＦＯＶ７０９は、被検体７１０の上端位置及び下端位置を含む（すなわち、被検体７１０の長さがａＦＯＶ７０９の一部となっている）。このように、減弱マスクサイズ曲線７７４のＡＵＣに応じてＰＥＴ検出器リング間隔７１２を変化させることによって、本明細書に記載のａａＦＯＶ型のＰＥＴ装置は、診断に有用な全身イメージングを提供する。

なお、サブプロセス７３０のステップ７３５は、数学的な決定によって行われてもよい。図７Ｂに示す破線７２６、７２７は、ＰＥＴ検出器リング７０１の第２の位置を示しており、図示のように、破線７２６、７２７の間におけるＡＵＣは、ＣＴスキャンによって得られた横断面画像７２２それぞれに関するマスクサイズ７２３を反映している。隣接するＰＥＴ検出器リング７０１間における減弱マスクサイズ曲線７７４のＡＵＣを正規化するために、以下のアルゴリズムが実行されてもよい。

一実施形態では、減弱マスクサイズ曲線７７４は、以下の式（３）で表されてもよい。

ここで、ｆ（ｎ）は、横断面画像７２２に関するマスクサイズ７２３によって定義される曲線であり、Ｎは、横断面画像７２２の総数である。ＰＥＴ検出器リング間隔７１２を決定するためには、以下の式（４）を満たすことが必要とされる。

ここで、Ｍは、ＰＥＴ検出器リングの数であり、ｘ_ｉは、１つ目の破線７２６に位置付けられたＰＥＴ検出器リングの位置に対応し、ｘ_ｉ＋１は、２つ目の破線７２７に位置付けられたＰＥＴ検出器リングの位置に対応する。なお、ｘ_ｉ及びｘ_ｉ＋１は、被検体７１０のａＦＯＶ７０９に沿って配置された任意の隣接するＰＥＴ検出器リング７０１に対応する。上記の式を満たすことによって、ＰＥＴ検出器リング７０１が第２の位置にあるときに隣接するＰＥＴ検出器リング７０１間それぞれの「ギャップ」におけるＡＵＣが等しくなるように、ＰＥＴ検出器リング間隔７１２が決定される。

なお、図６Ａ～図７Ｂに示すような、本明細書に記載された方法の例示的な実装は、非限定的なものであり、本開示の可能な実装を単に反映しているに過ぎない。例えば、図６Ａ及び図６Ｂ並びに図７Ａ及び図７Ｂをそれぞれ参照して、減弱カウント及び減弱マスクサイズを用いた例を説明したが、放射線パラメータに関連する又は関連しない他のパラメータを用いることも考えられる。例えば、減弱データは、統計的な減弱カウントデータであってもよく、その場合、ｙ＝ｆ（ｎ）は、特に、（１）単一の検出器リングの複数のＧＲＤに亘って発生したイベントの合計、中央値、最大、若しくは合計の累乗、又は、（２）予め定義された軸方向の範囲に亘る複数の検出器リングで発生したイベントの合計、中央値、最大、若しくは合計の累乗を表す。他の例では、減弱データは、減弱強度データであってもよく、減弱メトリックは、減弱強度データの統計メトリックに基づいてもよい。この方法では、統計メトリックは、特に、合計、中央値、最大値、及び合計の累乗であってもよい。

一実施形態によれば、図８Ａを参照し、方法８１５は、本開示の例示的な実施形態を示す。方法８１５は、概して、被検体及びＣＴ装置の軸方向に対するＰＥＴ検出器リングの位置を定義するために、ＣＴスキャンによって得られた被検体のデータを用いる。さらに、方法８１５は、ＣＴスキャンによって取得されたデータを参照データベースから得られた複数の参照データと比較することによって、関連性が高い参照データを特定する。ここで、関連性が高い参照データは、ａａＦＯＶ型のＰＥＴ装置の軸方向に沿ってＰＥＴ検出器リングを分散配置するために用いられる所定のモデルに関連付けられている。このようにして、被検体のＣＴスキャン及び所定のモデルに基づいてＰＥＴ検出器リングを第１の位置から第２の位置へ移動させることによって、特定の関心領域におけるイメージング機能を向上させることができる。

具体的には、方法８１５のステップ８２０で、処理が開始し、被検体の減弱データが取得される。減弱データは、ＣＴスキャンによって得られた被検体の複数の横断面画像それぞれに関する減弱カウントデータである。減弱カウントデータは、ＣＴスキャンによって得られた被検体の各横断面画像について、被検体の軸方向に沿った特定の領域により吸収されるエネルギー量を定義する。

また、方法８１５のステップ８８２で、取得された減弱データが、参照データベース８８３内に格納された参照減弱データと比較される。参照減弱データは、以前に繰り返されたＰＥＴスキャンによって得られたデータであり、ＰＥＴ検出器リングの好ましい分散配置に関連付けられている。以前に繰り返されたＰＥＴスキャンは、同じ被検体又は類似の特性を有する他の被検体に関連する。このようにして、参照減弱データは、ＰＥＴ検出器リングの好ましい分散配置（つまり、第２の位置）を定義する所定のモデルに対応する。方法８１５のステップ８８２における比較は、取得された減弱データと参照データベース８８３内に格納された参照減弱データとの間の関連性を判定することによって行われる。

また、方法８１５のステップ８８５で、方法８１５のステップ８８２で最も関連性が高い参照減弱データが特定された時点で、特定された参照減弱データに関連付けられている所定のモデルを用いて、各ＰＥＴ検出器リングの第２の位置が決定される。各ＰＥＴ検出器リングの第２の位置の決定は、特定の被検体情報を考慮した所定のモデルを用いることによって行われる。例えば、所定のモデルは、被検体の年齢、被検体の性別、被検体の体重、被検体の身長（ａＦＯＶに関連するため）等を考慮したものである。さらに、このような情報を所定のモデルに提供することで、この方法は、被検体に固有な第２の位置を最小の計算負荷で自動的に決定することができる。

また、方法８１５のステップ８４０で、ＰＥＴ検出器リングの位置が、第１の位置から、ステップ８８５で自動的に決定された第２の位置へ調整される。

なお、図８Ａでは、減弱データに関連する所定のモデルに基づいてＰＥＴ検出器リングの第２の位置を決定することとしたが、所定のモデルは、特定の関連する被検体プロファイルに関連付けられてもよい。例えば、肺の問題が評価される被検体では、通常、胴体上部にＰＥＴ検出器リングを集中させることが求められ、そのような知識を推定しながら診断への応用を考慮して、ＰＥＴ検出器リングの第２の位置を決定するための所定のモデルを設計することができる。他の例として、診断への応用以外では、一般的に、性別、体重及び医学的状態等の被検体の要因が特定の所定のモデルに関連付けられてもよい。例えば、被検体が糖尿病である場合に、他の糖尿病被検体と比較して、下肢の領域にＰＥＴ検出器リングを集中させることが有益になることがある。

さらに、図８Ｂを参照し、方法８１５は、本開示の例示的な実施形態を示す。この実施形態では、放射線データが必要とされない。方法８１５は、概して、被検体及びＣＴ装置の軸方向に対するＰＥＴ検出器リングの位置を定義するために、被検体又は被検体の身体に関する生体データを用いる。ここで、生体データは、例えば、イメージング対象の被検体に関するデータのうち特に、体重、身長、性別を含む。さらに、方法８１５は、取得された被検体の生体データを参照データベースから得られた複数の参照生体データと比較することによって、関連性が高い参照生体データを特定する。ここで、関連性が高い参照生体データは、ａａＦＯＶ型のＰＥＴ装置の軸方向に沿ってＰＥＴ検出器リングを分散配置するために用いられる所定のモデルに関連付けられている。このようにして、被検体の生体データ及び所定のモデルに基づいてＰＥＴ検出器リングを第１の位置から第２の位置に移動させることによって、特定の関心領域におけるイメージング機能を向上させることができる。

具体的には、方法８１５のステップ８８０で、処理が開始し、被検体の生体データが取得される。例えば、被検体の生体データは、特に、身長、体重、性別、ＢＭＩ（Body-Mass Index）、形状、及び民族性を含む。

また、方法８１５のステップ８８４で、取得された生体データが、参照データベース８８３内に格納された参照生体データと比較される。参照生体データは、以前に被検体から取得された生体データであり、ＰＥＴ検出器リングの好ましい分散配置に関連付けられている。これにより、ＰＥＴ検出器リングの好ましい分散配置は、類似の生体特性を有する他の被検体又は被検体のグループに関連する。このようにして、参照生体データは、ＰＥＴ検出器リングの好ましい分散配置（すなわち、第２の位置）を定義する所定のモデルに対応する。方法８１５のステップ８８４における比較は、取得された生体データと参照データベース８８３内に格納された参照生体データとの間の関連性を判定することによって行われる。

また、方法８１５のステップ８８６で、方法８１５のステップ８８４で最も関連性が高い参照生体データが特定された時点で、特定された参照生体データに関連付けられている所定のモデルを用いて、各ＰＥＴ検出器リングの第２の位置が決定される。各ＰＥＴ検出器リングの第２の位置の決定は、所定のモデルを用いることによって行われ、これにより、被検体に固有な第２の位置を自動的に決定することができる。

また、方法８１５のステップ８４０で、ＰＥＴ検出器リングの位置が、第１の位置から、ステップ８８６で自動的に決定された第２の位置へ調整される。

所定の被検体に適用できるように、減弱メトリックを計算すること、及び／又は、所定のモデルを特定することに加え、例えば、放射線科医又は他の臨床医によって指示された注目点に従って、ＰＥＴ検出器リングの第２の位置が特定されてもよい。図９Ａ及び図９Ｂでは、被検体９１０の長さを包含するａＦＯＶ９０９を有するａＦＯＶ型のＰＥＴ装置の中に被検体が示されている。図９Ａに示すように、被検体９１０の長さが均等に含まれるように、等しい距離又は等しいＰＥＴ検出器リング間隔９１２で、ＰＥＴ検出器リング９０１が配置されてもよい。この場合に、図４～図７Ｂを参照して説明した方法が用いられてもよいが、臨床医がさらに特定の関心領域を手動で定義することを選択し、当該関心領域について、ＰＥＴ検出器リング９０１の第２の位置が決定されてもよい。例えば、図９Ｂに示すように、臨床医が、被検体９４０の関心領域及びＰＥＴ検出器リング９０１の第２の位置が決定されるべき位置として、注目点９５５を指示する。このようにして、例えば、ＰＥＴ検出器リング９０１が、第１の間隔９１２’及び第２の間隔９１２”で配置される。例えば、当該注目点９５５に対して、１つのＰＥＴ検出器リング９０１が注目点９５５に配置され、かつ、注目点９５５から離れるにつれて隣接するＰＥＴ検出器リング９０１間の間隔が増加するように複数のＰＥＴ検出器リング９０１が配置される。一実施形態では、例えば、第１の間隔９１２’は、注目点９５５の反対側でミラーリングされてもよく、このミラーリングの効果は、後続の隣接する各ＰＥＴ検出器リング９０１の間隔でも継続される。

ここで、図９Ａ及び図９Ｂの図解を参照して説明した方法について、図９Ｃのフローチャートを参照しながら説明する。

具体的には、方法９５０のステップ９５１で、ＰＥＴスキャンの注目点に関する入力情報が取得される。この入力情報は、臨床医によって、被検体の関心領域に応じて提供されてもよい。一実施形態では、注目点は、被検体の長さ又は高さによって部分的に決定される被検体のａＦＯＶとの関連で提供されてもよい。また、方法９５０のステップ９５２で、第１のＰＥＴ検出器リングの位置が、第２の位置として、注目点の位置へ調整される。また、方法９５０のステップ９５３で、残りのＰＥＴ検出器リングの位置が、第２の位置として、注目点に配置されたＰＥＴ検出器リングに基づく位置へ調整される。例えば、注目点に近い位置に配置されている第１のＰＥＴ検出器リングが、最小のＰＥＴ検出器リング間隔で配置される。また、例えば、注目点から遠い位置に配置されている第２のＰＥＴ検出器リングが、第１のＰＥＴ検出器リングより長い距離又は間隔で配置される。このような配置は、指定されたａＦＯＶが得られるまで継続し、注目点の反対側でミラーリングされる。

一実施形態によれば、図１０に示すように、被検体のａＦＯＶ及び特定される被検体の関心領域が、被検体の胴体のみを含むように設定されてもよい。この結果として、被検体１０１０における中央の関心領域１０６１が、ａａＦＯＶ型のＰＥＴ装置の利用可能なＰＥＴ検出器リング１００１の大部分を含んでもよい。ここで、中央の関心領域１０６１内におけるＰＥＴ検出器リング１００１の第２の位置は、部分的に、本開示の上記説明の全体を通して記載された方法に基づいて決定されてもよい。

一実施形態では、例えば、中央の関心領域１０６１の画像をより正確に再構成するために、１つ以上のＰＥＴ検出器リング１００１が、被検体における周辺の関心領域１０６２’及び１０６２”内の第２の位置に調整される。例えば、被検体１０１０の頭蓋端にある周辺の関心領域１０６２’と、被検体１０１０の下肢側にある周辺の関心領域１０６２”とが、被検体１０１０のａＦＯＶ１００９内に設定される。このようにして、中央の関心領域１０６１内で生じ、中央の関心領域１０６１の外側へ移動するガンマ線を発生させる消滅イベントを検出することができる。さらに、中央の関心領域１０６１の外側へ移動したガンマ線は同時発生又は散乱となり、散乱となったガンマ線が周辺の関心領域１０６２’及び１０６２”内のＰＥＴ検出器リングによって検出される。このようにして、周辺の関心領域１０６２’、１０６２”内のＰＥＴ検出器リングにおける入射イベントを用いて、中央の関心領域１０６１内の散乱を推定し、画像再構成を向上させることができる。

なお、図１０では、周辺の関心領域１０６２’、１０６２”それぞれに１つのＰＥＴ検出器リングを配置しているが、中央の関心領域１０６１の外側におけるＰＥＴ検出器リングの数は、特定の用途及び予想される散乱イベントに従って変化してもよい。さらに、周辺の関心領域１０６２’、１０６２”のＰＥＴ検出器リングによって占められる距離は、特定の用途及び予想される散乱イベントに従って変化してもよい。

また、図１１に示すように、本開示のａａＦＯＶ型のＰＥＴ装置は、以前の画像データが存在しない場合に実施されてもよい。一例では、この場合に、ａａＦＯＶ型のＰＥＴ装置は、軸方向により短いＦＯＶで連続してＰＥＴスキャンを実施することで、全身ＰＥＴスキャンを実施してもよい。

一実施形態では、全身ＰＥＴが行われる被検体１１１０がａａＦＯＶ型のＰＥＴ装置の寝台天板１１０６上に配置され、ＰＥＴ装置の寝台天板１１０６が複数のＰＥＴ検出器リング１１０１によって包囲されてもよい。例えば、ＰＥＴ装置は、固定された最大のＦＯＶ１１７０を有する。また、寝台天板１１０６は、被検体１１１０が配置された状態で固定される。そして、被検体１１１０のデータを取得するために、複数のＰＥＴ検出器リング１１０１のａＦＯＶ１１０９が調整されて、一連のステップアンドシュート画像が取得される。例えば、最小のＰＥＴ検出器リング間隔で配置された複数のＰＥＴ検出器リング１１０１によって、ａＦＯＶ（１）、ａＦＯＶ（２）、ａＦＯＶ（３）等が構成される。複数のＰＥＴ検出器リング１１０１は、各ａＦＯＶ又は各画像取得シーケンスの間で、一緒に移動する。一実施形態では、複数のＰＥＴ検出器リング１１０１は、全身ＰＥＴスキャンのデータを取得するために、被検体１１１０の頭部のａＦＯＶ（１）から被検体１１１０の足の近くの最終のａＦＯＶまで、ａａＦＯＶ型のＰＥＴ装置の固定された最大のＦＯＶ１１７０にわたって配置されてもよい。画像のつなぎ合わせを確実にするために、所定数のＰＥＴ検出器リング１１０１をオーバーラップさせてもよい。一例では、２つのＰＥＴ検出器リング１１０１がオーバーラップされる。

なお、上述したようにＰＥＴ検出器リングを第１の位置から第２の位置へ調整する場合に、ａａＦＯＶ型のＰＥＴ装置を用いた新しいＰＥＴ再構成方法を使用することができる。これにより、様々な配置で、かつ、大きさ及び位置を変更可能な再構成ＦＯＶでスキャンを行えるようになる。すなわち、ａａＦＯＶ型のＰＥＴ装置は、構成を変化させることが可能であり、固定された単一のシステム配置を有さないので、再構成に用いられるあらゆるルックアップテーブルが変更される可能性がある。さらに、ａａＦＯＶ型のＰＥＴ装置及びそれに設けられるＰＥＴ検出器リングは、スキャン中に変化することがあるので、全てのＬＯＲが同じ収集時間、同じ開始時間及び終了時間を有するとは限らない。このため、ａａＦＯＶ型のＰＥＴ装置の変化に対応できる再構成方法が望まれる。

一実施形態では、結晶又は検出器の位置が経時的に変化することから、単に結晶の位置情報が結晶のインデックスから読み取られるだけでなく、結晶の物理的な位置も各時点で決定される必要がある。この決定を可能にするために、データ収集中に、結晶ごとに、結晶の物理的な位置が保存されてもよい。例えば、データ収集の際に、ペアの検出ごとに、結晶の物理的な位置がインデックス付けされてもよい。

一実施形態では、ａａＦＯＶ型のＰＥＴ装置及び全ての検出器に対して最大限に再構成可能なＦＯＶをカバーするグローバル座標系が決定されてもよい。全てのスキャンにおいて、画像ボクセル及び検出器の位置がグローバル座標に応じて決定されてもよい。ａａＦＯＶ型のＰＥＴ装置は配置を変更することが可能であるが、その変更には限界があり、最大限の配置又は形状に基づいて、可能な全ての配置のサブセットがカバーされるようにグローバル座標が設けられてもよい。

一実施形態では、ａａＦＯＶ型のＰＥＴ装置における変化に依存しない画像座標系が用いられてもよい。データ収集前に、ＦＯＶ及びボクセルの大きさに基づいて、一定の初期画像空間が（ｘ，ｙ，ｚ）座標で特定されて固定されてもよい。その後、その画像座標に応じて、全ての結晶が配置されてもよい。結晶の座標は、画像座標に従って特定されてもよい。これは、結晶がどこに移動しても、画像座標に基づいて、結晶の位置を常に正確に特定又は決定できることを意味する。

ａａＦＯＶを有さないＰＥＴ装置では、全ての結晶が同時に検出を開始及び終了することがあり得る。これは、全ての結晶が同時にスキャンを開始し、当該スキャンが単一の包括的なスキャン期間で行われることを意味する。一方、ａａＦＯＶ型のＰＥＴ装置では、データ収集中に結晶の位置が変化する場合があるため、各ＬＯＲが、異なる時間及び異なる継続時間でデータ収集を開始することがあり得る。そのため、スキャンの開始時間及び継続時間が、スキャン全体で保持されるのではなく、個々のＬＯＲごとに保持されてもよい。すなわち、各ＬＯＲのためのタイミング情報がグローバルに適用されなくてもよい。

一実施形態では、空間的な位置、当該位置での開始時間（ｓｔ）、及び、当該位置での終了時間（ｅｔ）が保存されてもよい。結晶は収集全体の間に複数の位置に配置される可能性があり、各位置について、ｓｔ及びｅｔが個別に保存されてもよい。例えば、２つの結晶が、当該２つの結晶の位置に対応する２つの点を結ぶＬＯＲを形成することとする。とりわけ、ここでは結晶が調整されることがあるので、ＬＯＲの対応する位置は、ＬＯＲが参照される時点で特定されてもよい。このことは、結果として、同じ結晶のペアでＬＯＲの位置が異なる場合があることを意味する。

例えば、２つの結晶が、（ｘ_１，ｙ_１，ｚ_１）と（ｘ_２，ｙ_２，ｚ_２）とを結ぶＬＯＲを形成することとする。当該２つの結晶の１つは、ｓｔ_１とｅｔ_１との間に（ｘ_１，ｙ_１，ｚ_１）に位置し、もう１つは、ｓｔ_２とｅｔ_２との間に（ｘ_２，ｙ_２，ｚ_２）に位置することがある。このＬＯＲ内のペアの同時発生に、開始時間ｍａｘ（ｓｔ_１，ｓｔ_２）、及び、スキャン継続時間ｍｉｎ（ｅｔ_１．ｅｔ_２）－ｍａｘ（ｓｔ_１，ｓｔ_２）が割り当てられてもよい。ここで、ｍｉｎ（ｅｔ_１．ｅｔ_２）＜ｍａｘ（ｓｔ_１，ｓｔ_２）である場合、同時発生は無いことになる。また、ペアの各イベントについて、次の情報、すなわち、ｉ）検出イベントを記録した２つの結晶のインデックスと、ｉｉ）検出イベントを記録した２つの結晶の位置と、ｉｉｉ）２つの結晶を結ぶＬＯＲの開始時間と、ｉｖ）２つの結晶を結ぶＬＯＲのスキャン継続時間とが保存されてもよい。例えば、１００個の結晶を有するａａＦＯＶ型のＰＥＴ装置について、インデックスは１～１００であってもよい。結晶は、結晶正規化値等の固有の物理的特性を有するため、結晶のインデックスが特定されてもよい。結晶の位置が変化しても、結晶正規化は結晶のインデックスと関連付けられたままとなる。

一実施形態では、開始時間及び終了時間がサブセットにグループ化されてもよい。例えば、スキャンのフェーズ又は状態によって開始時間及び終了時間がループ化されてもよい。収集中には、全ての結晶が第１の配置状態にある第１フェーズ、及び、全ての結晶が第２の配置状態にある第２フェーズのように、いくつかのフェーズがあり得る。この場合に、各フェーズが、対応する開始時間及び終了時間を有していてもよい。すなわち、例えば、結晶が広範囲に広がっている第１フェーズは、全てのイベントを第１のサブセット内の同一の開始時間及び終了時間で検出し、結晶が所定の焦点で互いに近付くように集められている第２のフェーズは、全てのイベントを第２のサブセット内の同一の開始時間及び終了時間で検出してもよい。各サブセットも同様に、互いに異なる、対応するＬＯＲを有してもよい。収集データのグループ化は、ａａＦＯＶ型のＰＥＴ装置を用いて得られたデータの正確な再構成をサポートするために特に有利であり得る。

一実施形態では、サイノグラムに基づく反復再構成法が用いられてもよい。推定した画像ｆ（バー付き）が、以下の式（５）に従って更新されてもよい。

一実施形態では、リストモードに基づく反復再構成法が用いられてもよい。推定した画像ｆ（バー付き）が、以下の式（６）に従って更新されてもよい。

ここで、両方の再構成法について、Ｈ_ｉｊは、システムマトリクスを表し、Ｎは、画像中のボクセルの総数を表す。また、ｉは、ＰＥＴ検出器リング内の結晶の所定の位置を結ぶｉ番目のＬＯＲを表す。なお、結晶は収集中に移動可能であるため、ｉは、異なる結晶からのものであってもよい。また、ｊは、画像の領域におけるｊ番目のボクセルを表し、Ｂは、イベントの総数を表し、ｉ∋ｂは、ｂ番目のイベントが検出されたｉ番目のＬＯＲを表し、ｓｃ_ｉ及びｒ_ｉは、それぞれ、散乱補正係数及びランダム補正係数を表す。また、η_ｉ ^{Ｄｅｃａｙ}は、減衰補正係数を表し、η_ｉ ^{Ｄｕｒａｔｉｏｎ}は、継続時間補正係数を表し、η_ｉ ^{ｘｔａｌＥｆｆ}は、結晶効率正規化を表し、η_ｉ ^{ｄｅｔｇｅｏｍ}は、幾何学的正規化を表し、η_ｉ ^{ａｔｔｅｎ}は、減弱補正係数を表す。

ａａＦＯＶ型のＰＥＴ装置ためのサイノグラムに基づく再構成及びリストモードに基づく再構成では、システムマトリクスを実行中に生成することが最も効率的である場合があり、グローバル座標又は画像座標のいずれかを用いて、システムマトリクス成分Ｈ_ｉｊが生成されてもよい。ここで、ａａＦＯＶ型のＰＥＴ装置の結晶は、収集ごとに事前に規定されるか、又は、収集中に変更されるので、当該ＰＥＴ装置のシステムマトリクスは、事前に保存又は生成されなくてもよい。システムマトリクスは、所与の時間における画像ボクセル及び検出器の座標に基づくので、Ｈ_ｉｊは、時間ｔにおけるボクセルｊ及びＬＯＲｉの位置に基づいてボクセルｊとＬＯＲｉとを結ぶ重みを表す。当該重みは、レイトレーシングや領域シミュレーションボリューム等の様々な方法によって決定することができる。

減衰／継続時間補正について、システムマトリクスが所与の時間におけるボクセル座標と検出器座標のみに基づく場合は、各ＬＯＲ又は各イベントについて減衰／継続時間補正が行われてもよい。スキャンの開始時間／継続時間は、各ＬＯＲで異なる場合があるため、減衰補正係数も、各ＬＯＲで異なることになる。各ＬＯＲの減衰補正係数は、以下の式（７）で表される。

ここで、ｓ_ｉ、ｔ_ｉは、ＬＯＲｉの開始時間及び継続時間を表し、λは、減衰定数を表す。同様に、各ＬＯＲの継続時間補正係数は、η_ｉ ^{Ｄｕｒａｔｉｏｎ}＝ｔ_ｉで表される。

一実施形態では、結晶が異なる位置に移動しても、結晶の効率が変化しない場合がある。そのため、結晶の効率を測定する際に、可能な限りコンパクトな大きさのＦＯＶが用いられてもよい。そして、測定された結晶効率が、全ての配置に用いられてもよい。

一実施形態では、ａａＦＯＶ型のＰＥＴ装置の構造が固定されていないため、ａａＦＯＶ型のＰＥＴ装置の全ての可能な配置について単一の幾何学的正規化（geometric normalization）が存在しない場合がある。このような問題を克服するために、１回又は複数回の測定によって、最大ＦＯＶについて幾何学的正規化が計算されてもよい。幾何学的正規化で使用されるＬＯＲが限定されてもよい。画像再構成中に使用される全てのＬＯＲが、幾何学的正規化で使用されたＬＯＲの直線補間によって得られたものであってもよい。さらに、又は、代替として、幾何学的正規化が不要になるように、幾何学的な効果を適切に考慮したプロジェクタが用いられてもよい。さらに、又は、代替として、複数の仮想的な結晶を想定して幾何学的正規化が行われた後に、仮想的な位置ごとに幾何学的正規化係数が計算されてもよい。そして、仮想的な位置に実際の結晶の１つがあれば、当該仮想的な位置に対する幾何学的正規化が用いられてもよい。つまり、配置は変化するため、結晶が占有し得る全ての可能な配置について、幾何学的正規化が計算されてもよい。とりわけ、無限の数の仮想的な位置が存在し得るが、あらゆるａａＦＯＶ型のＰＥＴ装置に対して、有限の又は不連続な数の位置が設定されてもよい。無限の又は連続する位置のセットについて、固定された数の仮想的な結晶の位置で幾何学的正規化が測定された後に、所望の連続する位置となるように補間が行われてもよい。

一実施形態では、減弱補正のために、ＰＥＴ画像と同じ大きさのＣＴ画像と、ＰＥＴ減衰マップとが用いられてもよい。各ＬＯＲのための減弱係数は、以下の式（８）を用いて計算されてもよい。

ここで、μ_ｊは、ボクセルｉの減弱係数インデックスを表す。

一実施形態では、散乱推定について、固定されたＬＯＲに対して推定される散乱は、当該ＬＯＲのスキャンの間、一定となる。散乱補正中のテイルフィッティングでは、測定サイノグラムは、テイル領域内で推定された散乱サイノグラムとフィッティングされる前に、減衰補正及び継続時間補正によって補正されるべきである。テイルフィッティングは、測定されたサイノグラムに基づくが、散乱した動き又は散乱した移動に起因して、測定されたサイノグラムのテイルが位置ごとに異なる場合がある。この場合、テイルフィッティングについて、測定されたサイノグラムが継続時間に基づいて再スケーリングされてもよいし、継続時間に関する情報が散乱推定に組み込まれてもよい。例えば、１つのＬＯＲに２つの結晶を用い、当該ＬＯＲに対する散乱形状として、推定された画像に基づいて、散乱が大まかに推定されてもよい。しかしながら、散乱の真のスケーリングは、推定することが難しい場合がある。これを考慮して、患者又はファントムの外側又は周辺の方向に検出されるランダムイベント及び散乱イベント（それぞれ、ランダム及び散乱としても知られる）が解析されてもよい。その後、プロンプトイベント（プロンプト、又は、同時計数ウィンドウ内で測定された検出イベントとしても知られる）からランダムを減算することで、散乱が導出されてもよい。このような、散乱を含む患者の輪郭又は周辺の外側にあるＬＯＲに関するプロファイルが、テイル領域とみなされてもよい。推定された散乱は、測定された散乱と可能な限り合致されてもよい。この場合に、測定された散乱は、プロンプトからテイル領域における遅延イベント（遅延としても知られる）を差し引いたものとして定義されてもよい。

なお、ランダム補正について、一次タイミングウィンドウ及び遅延タイミングウィンドウの両方について測定されたサイノグラムにおけるノイズのために、ランダム補正前に、遅延タイミングウィンドウにおける測定イベントが平滑化されてもよい。通常、遅延イベントを用いてランダムが推定される場合には、直接的な遅延イベントはかなりノイズが多いため、平滑化が行われることがある。このため、サイノグラムの領域における平滑化が望まれる場合があり、当該平滑化が、ランダム補正で平滑化するために用いられてもよい。しかしながら、各ＬＯＲは異なる収集時間を有するため、サイノグラムの平滑化を直接適用できない場合がある。例えば、収集時間が短い第１のＬＯＲと、収集時間がより長い隣接する第２のＬＯＲとがある場合に、両方のＬＯＲを単純に平滑化すると、偏りが生じることがあり得る。

このため、一実施形態では、第１の平滑化方法が、平滑化を行う前に、異なる減衰補正係数及び継続時間補正係数を適用してもよい。一実施形態では、第２の平滑化方法が、遅延ウィンドウイベント及び一次ウィンドウイベントに基づいて、各ＬＯＲのランダム比を計算してもよい。固定された結晶の位置を含むＬＯＲごとのランダム比を各要素とした新たなサイノグラムが生成されてもよい。そして、このランダム比のサイノグラムが平滑化され、平滑化されたエントリが、各ＬＯＲの再構成に用いられてもよい。

一実施形態では、時間とともに変化するシステムマトリクスが用いられてもよい。サイノグラムに基づく再構成及びリストモードに基づく再構成では、ＬＯＲごとに開始時間／継続時間が異なるため、システムマトリクスが実行中に生成されてもよい。以下の式（９）のように、システムマトリクスには、減衰補正係数／継続時間補正係数が含まれてもよい。

ここで、Ｈ_ｉｊは、時間ｔにおけるボクセルｊとＬＯＲｉとを結ぶ、ＬＯＲの重みを表す。これは、イメージングの統計値をモデリングするのに有利である場合がある。この場合、再構成は、以下の式（１０）及び（１１）で表されてもよい。

特に、推定された散乱及びランダムは、時間インデックスを含んでもよい。

また、一実施例では、一方のＬＯＲが非常に少ない検出カウントを有し、他方のＬＯＲが非常に多い検出カウントを有する２つのＬＯＲについて、検出カウントが多いＬＯＲは、より良いイメージング情報を有し、検出カウントが少ないＬＯＲは、より悪いイメージング情報を有する。ここで、より悪いイメージング情報とは、多くのノイズを含むことを意味する。しかしながら、両方のＬＯＲが同じ被検体から得られたものである場合、当該２つのＬＯＲに継続時間補正を直接適用すると、収集時間がより短くカウントがより少ないＬＯＲを増加又は増進させることになる。そして、再構成中に、カウントが少ないＬＯＲに同じ重みが適用されると、より多くのノイズが発生することになる。もしも、タイミング係数が、前方投影に含まれるか、又は、前方投影の因子になれば、収集時間が短くカウントが少ないＬＯＲは、より小さい重みを有することになり、得られる画像に与える影響もより小さくなる。とりわけ、正規化が維持される。この結果として、偏りがなくなり、かつ、ノイズがより多いイベントを有するＬＯＲに対してより少ない重みが適用されるようになる。

図１２に示す方法１２００を参照して、上述した方法を要約する。ステップ１２０５では、被検体のＰＥＴデータが取得される。ＰＥＴデータは、ａａＦＯＶ型のＰＥＴ装置の軸方向長さに沿った第１の軸方向位置にある結晶及び検出器リングのデータ収集時間に対応する空間情報及びタイミング情報の第１のセットと、ａａＦＯＶ型のＰＥＴ装置の軸方向長さに沿った第２の軸方向位置における結晶及び検出器リングのデータ収集時間に対応する空間情報及びタイミング情報の第２のセットとを含む。例えば、結晶及び検出器リングが第１の軸方向位置にある第１のスキャンフェーズ中に、空間情報及びタイミング情報の第１のセットが発生し得る。その後、結晶及び検出器リングが第２の軸方向位置へ移動し、第２のスキャンフェーズ中に、新たな位置及びタイミングで、空間情報及びタイミング情報の第２のセットが発生し得る。

ステップ１２１０では、ＰＥＴデータに基づいてＰＥＴ画像が再構成される。ＰＥＴデータは、ａａＦＯＶ型のＰＥＴ装置の軸方向長さに沿った第１の軸方向位置にある結晶及び検出器リングのデータ収集時間に対応する空間情報及びタイミング情報の第１のセットと、ａａＦＯＶ型のＰＥＴ装置の軸方向長さに沿った第２の軸方向位置にある結晶及び検出器リングのデータ収集時間に対応する空間情報及びタイミング情報の第２のセットとを含む。ここで、再構成の方法は、サイノグラムに基づく反復再構成であってもよい。また、再構成の方法は、リストモードに基づく反復再構成であってもよい。

当然ながら、上述した説明を考慮すれば、多くの変更及び変形が可能である。したがって、本発明は、添付の特許請求の範囲内において、本明細書に具体的に記載されている以外の方法で実施されてもよいものである。

以上の実施形態に関し、発明の一側面及び選択的な特徴として以下の付記を開示する。

（付記１）複数のガンマ線検出器リングと、処理回路と、を備えるポジトロン放射断層撮影（ＰＥＴ）スキャナであって、前記複数のガンマ線検出器リングは、イメージング対象によって内部を並進されるボアを形成し、前記ボアの長さは、前記ＰＥＴスキャナの軸方向長さを規定し、前記複数のガンマ線検出器リングは、前記軸方向長さに沿って移動可能であり、前記複数のガンマ線検出器リングは、各々、内部にガンマ線検出器モジュールを含み、前記処理回路は、前記イメージング対象の複数の体軸横断スライスに関連するＰＥＴデータを受信し、前記ＰＥＴデータは、前記軸方向長さに沿った第１の軸方向位置における前記ガンマ線検出器モジュールのための第１データ収集期間に対応する空間情報とタイミング情報の第１のセットと、前記軸方向長さに沿った第２の軸方向位置における前記ガンマ線検出器モジュールのための第２データ収集期間に対応する空間情報とタイミング情報の第２のセットとを含み、前記空間情報と前記タイミング情報の前記第１のセットと前記空間情報と前記タイミング情報の前記第２のセットとを含む受信済の前記ＰＥＴデータに基づいて、ＰＥＴ画像を再構成するように構成されている、ポジトロン放射断層撮影スキャナ。

（付記２）応答線（ＬＯＲ）各々及び前記第１の軸方向位置と前記第２の軸方向位置の各位置について、対応する前記空間情報は、前記ＬＯＲを規定する２つの結晶それぞれの位置を含み、対応する前記タイミング情報は、前記２つの結晶各々のためのデータ収集の開始時間と終了時間とを含む、（付記１）に記載のポジトロン放射断層撮影スキャナ。

（付記３）前記ガンマ線検出器モジュールは、前記イメージング対象のスキャン時、少なくとも２つの軸方向位置に配置され、前記ガンマ線検出器モジュールの各位置に対して、前記開始時間と前記終了時間は個別に保存される、（付記１）又は（付記２）に記載のポジトロン放射断層撮影スキャナ。

（付記４）前記複数のガンマ線検出器の任意の特定のガンマ線検出器モジュールに対して、前記少なくとも２つの軸方向位置は異なっている、（付記１）から（付記３）のいずれか１つに記載のポジトロン放射断層撮影スキャナ。

（付記５）前記処理回路は、少なくとも２つの軸方向位置の各々に対応する異なる開始時間及び終了時間を有する消滅イベントを検出する前記ガンマ線検出器モジュールのうち２つにおいて対応する位置を結ぶ各応答線（ＬＯＲ）に基づいて、サイノグラムに基づく反復再構成法を用いて前記ＰＥＴ画像を再構成するように、さらに構成され、前記サイノグラムに基づく反復再構成法は、さらに、幾何学的正規化係数、散乱補正係数、及びランダム補正係数に基づいている、（付記１）から（付記４）のいずれか１つに記載のポジトロン放射断層撮影スキャナ。

（付記６）前記処理回路は、前記少なくとも２つの軸方向位置の各々に対応する異なる開始時間及び終了時間を有する各応答線（ＬＯＲ）に基づいて、リストモードに基づく反復再構成法を用いて、前記ＰＥＴ画像データを再構成するように、さらに構成され、前記リストモードに基づく反復再構成法は、さらに、システムマトリクス、画像におけるボクセルの総数、検出イベントの総数、減衰補正係数、継続時間補正係数、結晶効率正規化係数、幾何学的正規化係数、減弱補正係数、散乱補正係数、及びランダム補正係数に基づいている、（付記１）から（付記５）のいずれか１つに記載のポジトロン放射断層撮影スキャナ。

（付記７）前記散乱補正にテイルフィッティングを適用する前に減衰補正及び継続時間補正を適用することによって、前記散乱補正係数を決定する、（付記１）から（付記６）のいずれか１つに記載のポジトロン放射断層撮影スキャナ。

（付記８）前記ランダム補正に平滑化を適用する前に減衰補正及び継続時間補正を適用することによって、前記ランダム補正係数を決定する、（付記１）から（付記７）のいずれか１つに記載のポジトロン放射断層撮影スキャナ。

（付記９）遅延ウィンドウイベント及び一次ウィンドウイベントに基づいて前記各ＬＯＲ対してランダム比を決定し、決定した前記ランダム比に基づいて新しいサイノグラムを生成し、前記ランダム比に基づいて前記サイノグラムを平滑化することによって、前記ランダム補正係数を決定する、（付記１）から（付記８）のいずれか１つに記載のポジトロン放射断層撮影スキャナ。

（付記１０）所定の第１の位置に配置された前記ガンマ線検出器モジュールを有する前記ＰＥＴスキャナの最大視野で幾何学的正規化を測定し、前記所定の第１の位置の間にある所定の第２の位置で前記ガンマ線検出器モジュールに対して幾何学的正規化を補間することによって、前記幾何学的正規化係数を決定する、（付記１）から（付記９）のいずれか１つに記載のポジトロン放射断層撮影スキャナ。

（付記１１）前記処理回路は、前記イメージング対象のスキャン時にシステムマトリクスを生成かつ更新するように、さらに構成され、前記処理回路は、各応答線（ＬＯＲ）に対する前記減衰補正及び前記継続時間補正を含む前記システムマトリクスを用いて、前記ＰＥＴ画像を再構成するように、さらに構成されている、（付記１）から（付記１０）のいずれか１つに記載のポジトロン放射断層撮影スキャナ。

（付記１２）ポジトロン放射断層撮影スキャナのための方法であって、イメージング対象の複数の体軸横断スライスに関連するＰＥＴデータを、処理回路によって受信するステップであって、前記イメージング対象は、前記ＰＥＴスキャナの軸方向長さを規定するボアの長さに沿って位置する複数のガンマ線検出器リングによって規定される前記ボアを通って並進し、前記複数のガンマ線検出器リングは、各々、内部にガンマ線検出器モジュールを含み、前記ＰＥＴデータは、前記軸方向長さに沿った第１の軸方向位置における前記ガンマ線検出器モジュールのための第１データ収集期間に対応する空間情報とタイミング情報の第１のセットと、前記軸方向長さに沿った第２の軸方向位置における前記ガンマ線検出器モジュールのための第２データ収集期間に対応する空間情報とタイミング情報の第２のセットとを含む、ステップと、前記空間情報と前記タイミング情報の前記第１のセット及び前記空間情報と前記タイミング情報の前記第２のセットに基づいて、前記処理回路によって、ＰＥＴ画像を再構成するステップと、を含む、方法。

（付記１３）応答線（ＬＯＲ）各々及び前記第１の軸方向位置と前記第２の軸方向位置の各位置について、対応する前記空間情報は、前記ＬＯＲを規定する２つの結晶それぞれの位置を含み、対応する前記タイミング情報は、２つの結晶各々のためのデータ収集の開始時間及び終了時間を含む、（付記１２）に記載の方法。

（付記１４）前記ガンマ線検出器モジュールは、前記イメージング対象のスキャン時、少なくとも２つの軸方向位置に配置され、前記ガンマ線検出器モジュールの各位置に対して、前記開始時間及び前記終了時間は個別に保存される、（付記１２）又は（付記１３）に記載の方法。

（付記１５）前記複数のガンマ線検出器の任意の特定のガンマ線検出器モジュールに対して、前記少なくとも２つの軸方向位置は異なっている、（付記１２）から（付記１４）のいずれか１つに記載の方法。

（付記１６）前記ＰＥＴ画像を再構成する前記ステップは、前記少なくとも２つの軸方向位置の各々に対応する異なる開始時間及び終了時間を有する各ＬＯＲに基づいて、サイノグラムに基づく反復再構成法を用いること、をさらに含み、前記サイノグラムに基づく反復再構成法は、さらに、システムマトリクス、前記画像におけるボクセルの総数、減衰補正係数、継続時間補正係数、結晶効率正規化係数、幾何学的正規化係数、減弱補正係数、散乱補正係数、及びランダム補正係数に基づいている、（付記１２）から（付記１５）のいずれか１つに記載の方法。

（付記１７）前記ＰＥＴ画像を再構成する前記ステップは、前記少なくとも２つの軸方向位置の各々に対応する異なる開始時間及び終了時間を有する各ＬＯＲに基づいて、リストモードに基づく反復再構成法を用いること、をさらに含み、前記リストモードに基づく反復再構成法は、さらに、システムマトリクス、前記画像におけるボクセルの総数、検出イベントの総数、減衰補正係数、継続時間補正係数、結晶効率正規化係数、幾何学的正規化係数、減弱補正係数、散乱補正係数、及びランダム補正係数に基づいている、（付記１２）から（付記１６）のいずれか１つに記載の方法。

（付記１８）前記イメージング対象の前記スキャン時にシステムマトリクスを生成かつ更新するステップと、各応答線（ＬＯＲ）に対する前記減衰補正及び前記継続時間補正を含む前記システムマトリクスを用いて、前記ＰＥＴ画像を再構成するステップと、をさらに含む、（付記１２）から（付記１７）のいずれか１つに記載の方法。

（付記１９）コンピュータ可読命令を格納する非一時的コンピュータ可読記憶媒体であって、前記コンピュータ可読命令がコンピュータによって実行されると、前記コンピュータはポジトロン放射断層撮影（ＰＥＴ）スキャナのための方法を実行し、前記方法は、イメージング対象の複数の体軸横断スライスに関連するＰＥＴデータを、処理回路によって受信するステップであって、前記イメージング対象は、前記ＰＥＴスキャナの軸方向長さを規定するボアの長さに沿って位置する複数のガンマ線検出器リングによって規定される前記ボアを通って並進し、前記複数のガンマ線検出器リングは、内部にガンマ線検出器モジュールを含み、前記ＰＥＴデータは、前記軸方向長さに沿った第１の軸方向位置における前記ガンマ線検出器モジュールのための第１データ収集期間に対応する空間情報とタイミング情報の第１のセットと、前記軸方向長さに沿った第２の軸方向位置における前記ガンマ線検出器モジュールのための第２データ収集期間に対応する空間情報とタイミング情報の第２のセットとを含む、ステップと、前記空間情報と前記タイミング情報の前記第１のセット及び前記空間情報と前記タイミング情報の前記第２のセットに基づいて、前記処理回路によって、ＰＥＴ画像を再構成するステップと、を含む、非一時的コンピュータ可読記憶媒体。

（付記２０）応答線（ＬＯＲ）各々及び前記第１の軸方向位置と前記第２の軸方向位置の各位置について、対応する前記空間情報は、前記ＬＯＲを規定する２つの結晶それぞれの位置を含み、対応する前記タイミング情報は、前記２つの結晶の各々のためのデータ収集の開始時間と終了時間とを含む、（付記１９）に記載の非一時的コンピュータ可読記憶媒体。

このように、上述の考察は、本発明の例示的な実施形態を開示かつ説明したに過ぎない。当業者には理解されるように、本発明を、その趣旨又は本質的な特徴から逸脱することなく、他の特定の形態で具体化してもよい。このように、本発明の開示は例示を意図したものであり、本発明の範囲及び特許請求の範囲を限定することを意図したものではない。本開示は、本明細書における教示を容易に識別できるいずれの変形をも含み、発明の主題を公衆の自由に供することがないように、上述の特許請求の範囲の用語の範囲を部分的に定義するものである。

以上説明した少なくとも一つの実施形態によれば、移動可能な複数のガンマ線検出器リングを有する構成において、ＰＥＴ画像の再構成をより適切に行うことができる。

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。これらの実施形態は、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、実施形態同士の組み合わせを行うことができる。これらの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。

２００ ＰＥＴ装置
３０７ プロセッサ
１０１、６０１、７０１、９０１、１００１ ＰＥＴ検出器リング
２０１、３０１ ＧＲＤ

Claims (13)

1. 被検体が内側に配置されるボアを形成し、当該ボアの長さがポジトロン放射断層撮影装置の軸方向長さを規定し、前記軸方向長さに沿って移動可能であり、それぞれが複数のガンマ線検出器モジュールを含む複数のガンマ線検出器リングと、
   前記被検体の複数の体軸横断スライスに関するＰＥＴ（Positron Emission Tomography）データであって、前記軸方向長さに沿った第１の軸方向位置にあるガンマ線検出器モジュールの第１のデータ収集期間に対応する空間情報及びタイミング情報の第１のセットと、前記軸方向長さに沿った第２の軸方向位置にあるガンマ線検出器モジュールの第２のデータ収集期間に対応する空間情報及びタイミング情報の第２のセットとを含むＰＥＴデータを取得し、前記ＰＥＴデータに基づいてＰＥＴ画像を再構成する処理回路と
   を備える、ポジトロン放射断層撮影装置。
2. 各ＬＯＲ（Line Of Response）、並びに、前記第１の軸方向位置及び前記第２の軸方向位置の各位置について、
   前記空間情報は、前記ＬＯＲを規定する２つの結晶それぞれの位置を含み、
   前記タイミング情報は、前記２つの結晶それぞれのデータ収集の開始時間及び終了時間を含む、
   請求項１に記載のポジトロン放射断層撮影装置。
3. 前記ガンマ線検出器モジュールは、前記被検体のスキャン中に、少なくとも２つの軸方向位置に配置され、
   前記開始時間及び前記終了時間は、前記ガンマ線検出器モジュールの位置ごとに個別に保存される、
   請求項２に記載のポジトロン放射断層撮影装置。
4. 前記少なくとも２つの軸方向位置は、前記複数のガンマ線検出器モジュールに含まれる個々のガンマ線検出器モジュールによって異なる、
   請求項３に記載のポジトロン放射断層撮影装置。
5. 前記処理回路は、前記少なくとも２つの軸方向位置のそれぞれに対応する異なる開始時間及び終了時間を有する消滅イベントを検出した２つのガンマ線検出器モジュールの対応する位置を結ぶ各ＬＯＲに基づいて、サイノグラムに基づく反復再構成法を用いて前記ＰＥＴ画像を再構成し、
   前記サイノグラムに基づく反復再構成法は、幾何学的正規化係数、散乱補正係数及びランダム補正係数にさらに基づく、
   請求項３に記載のポジトロン放射断層撮影装置。
6. 前記処理回路は、前記少なくとも２つの軸方向位置のそれぞれに対応する異なる開始時間及び終了時間を有する各ＬＯＲに基づいて、リストモードに基づく反復再構成法を用いて前記ＰＥＴ画像を再構成し、
   前記リストモードに基づく反復再構成法は、システムマトリクス、前記ＰＥＴ画像におけるボクセルの総数、検出イベントの総数、減衰補正係数、継続時間補正係数、結晶効率正規化係数、幾何学的正規化係数、減弱補正係数、散乱補正係数、及びランダム補正係数にさらに基づく、
   請求項３に記載のポジトロン放射断層撮影装置。
7. 前記散乱補正係数は、散乱補正にテイルフィッティングを適用する前に減衰補正及び継続時間補正を適用することによって決定される、
   請求項５に記載のポジトロン放射断層撮影装置。
8. 前記ランダム補正係数は、ランダム補正に平滑化を適用する前に減衰補正及び継続時間補正を適用することによって決定される、
   請求項５に記載のポジトロン放射断層撮影装置。
9. 前記ランダム補正係数は、遅延ウィンドウイベント及び一次ウィンドウイベントに基づいて、前記各ＬＯＲのランダム比を決定し、当該ランダム比に基づいて新たなサイノグラムを生成し、当該サイノグラムを前記ランダム比に基づいて平滑化することによって決定される、
   請求項５に記載のポジトロン放射断層撮影装置。
10. 前記幾何学的正規化係数は、複数の第１の位置に配置されたガンマ線検出器モジュールを用いた最大視野について幾何学的正規化を測定し、前記複数の第１の位置の間にある複数の第２の位置に配置されたガンマ線検出器モジュールに対して幾何学的正規化を補間することによって決定される、
    請求項５に記載のポジトロン放射断層撮影装置。
11. 前記処理回路は、前記被検体のスキャン中に、システムマトリクスを生成及び更新し、
    前記処理回路は、各ＬＯＲの減衰補正及び継続時間補正を含む前記システムマトリクスを用いて、前記ＰＥＴ画像を再構成する、
    請求項３に記載のポジトロン放射断層撮影装置。
12. 被検体が内側に配置されるボアを形成し、当該ボアの長さがポジトロン放射断層撮影装置の軸方向長さを規定し、前記軸方向長さに沿って移動可能であり、それぞれが複数のガンマ線検出器モジュールを含む複数のガンマ線検出器リングを備えるポジトロン放射断層撮影装置の制御方法であって、
    処理回路が、
    前記被検体の複数の体軸横断スライスに関するＰＥＴ（Positron Emission Tomography）データであって、前記軸方向長さに沿った第１の軸方向位置にあるガンマ線検出器モジュールの第１のデータ収集期間に対応する空間情報及びタイミング情報の第１のセットと、前記軸方向長さに沿った第２の軸方向位置にあるガンマ線検出器モジュールの第２のデータ収集期間に対応する空間情報及びタイミング情報の第２のセットとを含むＰＥＴデータを取得し、
    前記ＰＥＴデータに基づいてＰＥＴ画像を再構成する
    ことを含む、制御方法。
13. 被検体が内側に配置されるボアを形成し、当該ボアの長さがポジトロン放射断層撮影装置の軸方向長さを規定し、前記軸方向長さに沿って移動可能であり、それぞれが複数のガンマ線検出器モジュールを含む複数のガンマ線検出器リングを備えるポジトロン放射断層撮影装置の制御プログラムであって、
    コンピュータに、
    前記被検体の複数の体軸横断スライスに関するＰＥＴ（Positron Emission Tomography）データであって、前記軸方向長さに沿った第１の軸方向位置にあるガンマ線検出器モジュールの第１のデータ収集期間に対応する空間情報及びタイミング情報の第１のセットと、前記軸方向長さに沿った第２の軸方向位置にあるガンマ線検出器モジュールの第２のデータ収集期間に対応する空間情報及びタイミング情報の第２のセットとを含むＰＥＴデータを取得する手順と、
    前記ＰＥＴデータに基づいてＰＥＴ画像を再構成する手順と
    を実行させる、制御プログラム。

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