JP3243460B2 - ポジトロンｃｔ装置 - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、ポジトロンＣＴ装
置に関するものである。

【０００２】

【従来の技術】ポジトロンＣＴ装置（Positron Emissio
n Computed-Tomography ; 以下、ＰＥＴと呼ぶ）は、リ
ング状に配置された多数の光子検出器群からなるリング
を有し、陽電子放出核種（以下、ＲＩ線源と呼ぶ）を注
入あるいは吸入された人体などの測定対象物が、そのリ
ング内の測定空間に置かれる。測定対象物内のＲＩ線源
から陽電子が放出されると、その陽電子は直ちに近くの
電子と結合して、それぞれ５１１ｋｅＶのエネルギを持
つ１対の光子（ガンマ線）が互いに反対方向に放出され
る。ＰＥＴは、この１対の光子をリングにより検出し同
時計数して、電子・陽電子対消滅がどの直線上で発生し
たかを特定し、そして、このような同時計数情報を蓄積
して画像再構成処理を行ってＲＩ線源の分布画像を作成
する。

【０００３】このＰＥＴは、生体や疾病患の研究あるい
は臨床検査等に応用され、体内に投入されたＲＩ線源の
分布を画像化し、生体機能を見ることができる。例え
ば、ＲＩ線源は、神経伝達に関与するドーパミンや体内
でのグルコース代謝に関係するＦＤＧ（18Ｆ−フルオロ
デオキシグルコース）等の生体内物質あるいは新規開発
中の薬剤に部分的に付加されて用いられ、ＰＥＴは、こ
のような物質の生体内での分布、消費量あるいは時間的
変化の様子を見ることができる。また、ＰＥＴは、脳血
流量や酸素消費量などの生体の基礎代謝を測定すること
もできる。

【０００４】このような生理状態の測定は、ＰＥＴに特
有のものであって、Ｘ線ＣＴやＭＲＩでは不可能である
ため、ＰＥＴによる生理状態の測定へ応用が種々検討さ
れている。その１つとして、船舶・航空機・自動車など
に乗っている際に生体試料に引き起こされる「乗物酔
い」などの生理状態の測定への応用が検討されている。

【０００５】

【発明が解決しようとする課題】しかしながら、上記従
来のＰＥＴによる「乗物酔い」状態の測定では、生体試
料の生理状態が正常状態から「乗物酔い」状態へ変化し
ている過程を測定することができない。このため、測定
対象物に投入されたＲＩ線源により発生する電子・陽電
子対消滅に伴って放出される光子対を検出することによ
り、その測定対象物内の物質分布を測定し、さらには測
定対象物である生体試料内の物質分布を時々刻々と測定
することが求められている。

【０００６】本発明は、上記課題を解決することを目的
とする。

【０００７】

【課題を解決するための手段】本発明に係るポジトロン
ＣＴ装置は、(1) 入射した光子のエネルギに応じた光子
検出信号をそれぞれ出力する複数の光子検出器が測定空
間を囲んで所定軸の周囲に配列されたリングと、(2) 測
定空間に置かれた測定対象物をリング中心軸周りに回転
させると共に、その回転方向及び回転速度を変化させる
回転手段と、(3) 光子検出信号に基づいて、測定空間に
おける電子・陽電子対消滅によって発生した光子対をエ
ネルギ弁別して、光子対のそれぞれの光子を検出した光
子検出器対を示す検出器識別信号を出力する光子対弁別
手段と、(4) 回転手段による回転の位置および方位を測
定する位置方位測定手段と、(5) 検出器識別信号が示す
光子検出器対を互いに結ぶ直線について、位置方位測定
手段により測定された回転の位置および方位の変位を補
償して、測定空間に設定された極座標で表現された座標
値を出力するアドレス変換手段と、(6) 座標値に対応す
る番地に所定の累積加算データを累積加算することによ
り投影データを蓄積する投影データ蓄積手段と、(7) 投
影データ蓄積手段により蓄積された投影データに基づい
て、測定空間における電子・陽電子対消滅の発生頻度の
空間分布を算出し画像再構成を行なう画像再構成手段
と、を備えることを特徴とする。

【０００８】このポジトロンＣＴ装置によれば、測定空
間に置かれた測定対象物は、回転手段により回転されて
測定空間内における位置および方位が変化する。リング
を構成する複数の光子検出器の何れかにより光子が検出
されると、その光子エネルギに応じた光子検出信号が、
その光子検出器から出力される。その光子検出信号に基
づいて、光子対弁別手段により、電子・陽電子対消滅に
よって発生した光子対であるか否かがエネルギ弁別され
て、光子対のそれぞれの光子を検出した光子検出器対を
示す検出器識別信号が出力される。この検出器識別信号
が示す光子検出器対を互いに結ぶ直線について、測定空
間に設定された極座標で表現された座標値が、回転手段
によって変化した位置および方位の変位が補償された上
で、アドレス変換手段から出力され、投影データ蓄積手
段により、この座標値に対応する番地に所定の累積加算
データが累積加算されて投影データが蓄積される。そし
て、画像再構成手段により、投影データ蓄積手段により
蓄積された投影データに基づいて、測定空間における電
子・陽電子対消滅の発生頻度の空間分布が算出されて画
像再構成が行なわれて、回転されている測定対象物にお
ける物質分布が測定される。

【０００９】

【発明の実施の形態】以下、添付図面を参照して本発明
の実施の形態を詳細に説明する。尚、図面の説明におい
て同一の要素には同一の符号を付し、重複する説明を省
略する。

【００１０】本実施形態に係るＰＥＴの構成の説明に先
立って、ＰＥＴによる測定の原理、画像再構成方法等に
ついて説明する。

【００１１】先ず、２Ｄ−ＰＥＴのリング構成と画像再
構成方法について説明する。図５は、２Ｄ−ＰＥＴのリ
ングにおける光子対検出と画像再構成の説明図である。
リング２０は、測定空間内にある測定対象物を囲んで中
心軸の周囲にｎ個の光子検出器Ｄk （k=1,2,3,…,n）が
リング状に配置されたものである。このリング２０の何
れかの光子検出器が光子を検出すると、その光子を検出
した光子検出器は、光子エネルギに応じた信号（光子検
出信号）を出力する。

【００１２】この光子検出器Ｄk （k=1,2,3,…,n）それ
ぞれから出力された光子検出信号に基づいて、測定空間
に置かれた測定対象物に投与されたＲＩ線源における電
子・陽電子対消滅に伴って発生した光子対が検出された
か否かが判定される。すなわち、光子検出信号が示す光
子エネルギが電子・陽電子対消滅に伴って発生した光子
のエネルギ（５１１ｋｅＶ）であるか否かが弁別され、
また、リング２０内の２つの光子検出器それぞれが略同
時に光子を検出したか否かが判定される。そして、電子
・陽電子対消滅に伴って発生した光子対を検出した光子
検出器対が識別され、この光子検出器対を示す検出器識
別信号（Ｉ，Ｊ）が出力される。電子・陽電子対消滅
は、この検出器識別信号（Ｉ，Ｊ）が示す光子検出器対
を結ぶ直線上で発生したことが認識される。

【００１３】この検出器識別信号（Ｉ，Ｊ）は、これが
示す光子対を検出した光子検出器対を結ぶ直線Ｌ１をリ
ング２０内の測定空間における極座標で表現する場合に
用いられる２つの変数（ｔ，θ）それぞれを座標軸とす
るｔ−θ平面上の座標値（Ｔ，θ’）に変換される。こ
こで、Ｔは、この直線Ｌ１と座標原点との間の距離であ
り、θ’は、この直線Ｌ１に座標原点から下ろした垂線
の方位である。そして、この座標値（Ｔ，θ’）に関す
るヒストグラムが生成されて、測定対象物から発生した
光子対についての同時計数情報が蓄積される。

【００１４】このようにして測定対象物で発生しリング
２０で検出された多数の光子対の同時計数情報は蓄積さ
れて投影データとなり、電子・陽電子対消滅発生分布を
表す画像は、この投影データに基づいて再構成される。
すなわち、リング２０内の測定空間に設定した極座標系
のθ’方向（図５の直線Ｌ１の方向）から見た電子・陽
電子対消滅発生分布を表す画像は、この蓄積された投影
データのうちの極座標系におけるθ＝θ’上の各Ｔ点に
対応する投影データに基づいて再構成される。この図で
は、θ’方向から見たＴ点における電子・陽電子対消滅
発生分布画像は、直線Ｌ１上にあるＲＩ線源１１，１２
および１３それぞれから発生し直線Ｌ１の方向に飛行し
た光子対に基づくものである。

【００１５】しかし、測定空間で発生した全ての光子対
が検出されるのではない。図６は、リングにおける光子
対検出の説明図である。ＲＩ線源１０からの光子対はあ
らゆる方向に向かって飛行するが、そのうちで、リング
２０面上で発生しリング２０面に沿った方向に飛行した
光子対のみが、リング２０の何れかの光子検出器により
検出され得る。例えば、図６で示すように、リング２０
内に存在するＲＩ線源１０から発生する光子対であって
も、リング２０面に沿った方向Ｌ１に飛行した光子対は
何れかの光子検出器Ｉ，Ｊで検出されるが、リング２０
面に沿った方向以外の方向Ｌ２ないしＬ４に飛行した光
子対は検出されない。

【００１６】また、製作が容易であり安価であることか
ら、リングの光子検出器はブロック型構成とされる。こ
のタイプのリングでは、図７に示すように、複数のブロ
ックＢp それぞれは、多数の光子検出器Ｄpqが並列配置
されていて、これらのブロックＢp がリング状に配置さ
れる（p=1,2,3,…、q=1,2,3,…）。このブロック型ＰＥ
Ｔは、単なる光子検出器の配置が異なるだけであって、
動作原理、投影データの蓄積および画像再構成等は、上
述の説明と差異がない。

【００１７】上述のＰＥＴでは、ＲＩ線源から放出され
てあらゆる方向に飛行する光子対のうち、リング面上で
発生しリング面に沿った方向に飛行する光子対のみが検
出されるため、ＲＩ線源から放出される光子対が捕捉さ
れる確率が小さく、検出感度が低くて統計ノイズが大き
いという問題がある。検出感度を向上させるために測定
対象物に多量のＲＩ線源を投与することも考えられる
が、測定対象物が生体である場合には限界がある。

【００１８】そこで、このような場合には、３次元タイ
プのＰＥＴ（３Ｄ−ＰＥＴ）が用いられる。図８は、３
Ｄ−ＰＥＴのリングの構成図である。３Ｄ−ＰＥＴの多
層リング２１は、前述の図５に示したものと同様の光子
検出器の単層リングＲ1 ，Ｒ2 ，…，Ｒm を多層配置し
たものであり、ＲＩ線源１０で放出され直線Ｌ１の方向
に飛行した光子対は、互いに異なる単層リングＲp 、Ｒ
q （ｐ≠ｑ）それぞれに属する２つの光子検出器によっ
ても同時計数され得る。

【００１９】多層リング２１のうちの或２つの光子検出
器が、電子・陽電子対消滅に伴って発生したエネルギ５
１１ｋｅＶの光子対を同時検出したと判定されると、そ
の２つの光子検出器それぞれを示す検出器識別信号
（Ｉ，Ｊ）、および、その２つの光子検出器それぞれが
属する単層リング間の差信号ＲＤ（Ring Difference ）
が出力される。これら検出器識別信号（Ｉ，Ｊ）、およ
び、リング間差信号ＲＤは、光子対を検出した２つの光
子検出器を結ぶ直線Ｌ１を多層リング２１内の測定空間
における極座標で表現する場合に用いられる４つの変数
（ｘ，ｙ，θ，ψ）それぞれを座標軸とするｘ−ｙ−θ
−ψ空間上の座標値（ｘ，ｙ，θ，ψ）に変換される。
ここで、θとψは、直線Ｌ１の方位を表し、ｘとｙは、
直線Ｌ１に垂直な投射平面（Projection Plane）上の直
交座標系による位置を表す。そして、この座標値（ｘ，
ｙ，θ，ψ）に関するヒストグラムが生成されて、測定
対象物から発生した光子対についての同時計数情報が蓄
積される。このようにして測定対象物で発生しリング２
１で検出された多数の光子対の同時計数情報は蓄積され
て投影データとなり、電子・陽電子対消滅発生分布を表
す画像は、この投影データに基づいて再構成される。

【００２０】本発明は、このようなＰＥＴに関するもの
であって、生理状態の変化の過程をも測定することがで
きるものである。

【００２１】（第１の実施形態）次に、第１の実施形態
について説明する。図１は、第１の実施形態に係るＰＥ
Ｔの構成図である。

【００２２】測定空間を内部に有するリング１１１は、
単層リングが多層（この図では５層）に配置された構造
であって、それぞれの単層リングは、多数の光子検出器
Ｄが所定軸の周囲に配列されており、これらの光子検出
器Ｄは、測定対象物（生体試料）１００が置かれる測定
空間の方向に受光面が向けられ、測定空間で発生した光
子を受光する。最外層の単層リングの受光面側の外側に
は遮蔽シールド１１２が配置され、また、隣同士の単層
リングの受光面側の境界にはコリメータ１１３が配置さ
れていて、異なる単層リング間で光子対が検出されない
ようになっており、したがって実質的には２Ｄ−ＰＥＴ
である。なお、このリング１１１を含む検出部１１０
は、その他に、較正用ＲＩ線源回転機構（図示せず）等
をも備えており、支持台１３０を介して固定台１３３に
固定されている。

【００２３】リング１１１内の測定空間の中央付近に
は、その上に測定対象物１００を載置する測定台１２０
が設けられており、この測定台１２０は、モータ１２２
および回転センサ１２３等からなる測定台揺動部１２１
により、リング１１１の中心軸に垂直な面内で揺動され
る。回転センサ１２３は、モータ１２２の回転角度を測
定し、角度データ処理部１２４は、回転センサ１２３に
より測定されたモータ１２２の回転角に基づいて、測定
台１２０に載置された測定対象物１００の位置と方位を
求め、さらに、後述するアドレス変換部１４３における
補償量を求め、この補償量を出力するものである。この
測定台揺動部１２１は、支持台１３１を介して移動台１
３２に固定されており、また、移動台１３２は、固定台
１３３に対してリング中心軸方向に移動可能である。測
定台１２０は、この移動台１３２の移動に従ってリング
１１１内の測定空間に出し入れされる。この測定台揺動
部１２１の詳細については後述する。

【００２４】リング１１１のうちの何れかの光子検出器
Ｄが光子を検出すると、その光子検出器Ｄは、その光子
のエネルギに応じた光子検出信号を出力する。プリアン
プ１４０は、光子検出器Ｄそれぞれに対応して設けられ
ており、対応する光子検出器Ｄから出力された光子検出
信号を増幅する。そして、この増幅された光子検出信号
に基づいて、断層データ処理部１４１および同時計数部
１４２は、電子・陽電子対消滅に伴って発生した光子対
であるか否かを弁別する。

【００２５】すなわち、断層データ処理部１４１は、プ
リアンプ１４０により増幅された光子検出信号が電子・
陽電子対消滅に伴って発生した光子のエネルギ（５１１
ｋｅＶ）を示すものであるか否かを弁別し、同時計数部
１４２は、１対の光子検出器Ｄそれぞれが略同時に光子
を検出したか否かを判定する。もし、電子・陽電子対消
滅に伴って発生した所定エネルギ（５１１ｋｅＶ）の光
子対がリング１１１により同時検出されたと断層データ
処理部１４１および同時計数部１４２により判定された
場合には、その光子対を検出した光子検出器対を表す検
出器識別信号（Ｉ，Ｊ）が、同時計数部１４２より出力
される。

【００２６】この検出器識別信号（Ｉ，Ｊ）に基づい
て、アドレス変換部１４３は、検出器識別信号（Ｉ，
Ｊ）が示す光子対を検出した２つの光子検出器を互いに
結ぶ直線を、リング１１１内の測定空間に設定された極
座標で表現する場合に使用する２つの変数（ｔ，θ）そ
れぞれを座標軸とするｔ−θ平面上の位置に座標変換す
る。アドレス変換部１４３は、この座標変換に際して、
角度データ処理部１２４から出力された補償量に基づい
て、測定対象物１００の変位を補償してｔ−θ平面上の
位置に座標変換する。そして、アドレス変換部１４３か
ら出力された座標値（ｔ，θ）は、投影データ蓄積部１
４４に入力され、投影データ蓄積部１４４は、座標値
（ｔ，θ）に対応する番地に、所定の累積加算データ
（例えば "１" ）を累積加算する。

【００２７】このようにして、測定対象物１００から発
生した多数の光子対についての同時計数情報が、投影デ
ータ蓄積部１４４に蓄積されて投影データとなる。しか
し、光子検出器Ｄそれぞれの検出感度は一定ではなくム
ラが多く、また、測定対象物１００により光子吸収され
るので、感度補正および吸収補正を行う必要がある。そ
こで、感度・吸収補正部１４５は、以下のようにして感
度補正および吸収補正を行う。

【００２８】感度補正は以下のようにして行われる。こ
れまで述べたようにしてリング１１１内にＲＩ線源を投
与された測定対象物１００を置いて計測（エミッション
計測）して投影データ（エミッションデータＥ（ｔ，
θ））を得るのとは別に、リング１１１内に測定対象物
のない状態で、リング１１１内でリング中心軸の周りに
較正用ＲＩ線源を回転させ、模擬的な平行光を光子検出
器Ｄそれぞれに入射させて計測して投影データを得る。
この計測をブランク計測といい、また、この投影データ
をブランクデータといい、Ｂ（ｔ，θ）で表す。このブ
ランクデータＢ（ｔ，θ）は、光子検出器対の検出感度
ばらつきを表すものである。そして、エミッションデー
タＥ（ｔ，θ）をブランクデータＢ（ｔ，θ）で割るこ
とにより、感度補正が行われる。

【００２９】また、吸収補正は以下のようにして行われ
る。エミッション計測時と同じ位置にＲＩ線源が投与さ
れていない測定対象物１００を置き、ブランク計測と同
様にリング１１１内で較正用ＲＩ線源を回転させて計測
して投影データを得る。この計測をトランスミッション
計測といい、また、この投影データをトランスミッショ
ンデータといい、Ｔ（ｔ，θ）で表す。このトランスミ
ッションデータＴ（ｔ，θ）をブランクデータＢ（ｔ，
θ）で割れば、同時計数ライン上の吸収係数が求まり、
エミッションデータＥ（ｔ，θ）をこの吸収係数で割る
ことにより、吸収補正ができる。なお、トランスミッシ
ョン計測では、微弱な光子が更に測定対象物１００によ
る吸収を受け、得られる光子対検出が減少する為、統計
精度は著しく劣化する。その対策として、Ｔ（ｔ，θ）
／Ｂ（ｔ，θ）をフィルタ等でスムージングしておく。

【００３０】感度・吸収補正部１４５は、以上のように
して求められたブランクデータＢ（ｔ，θ）およびトラ
ンスミッションデータＴ（ｔ，θ）に基づいて、エミッ
ションデータＥ（ｔ，θ）を補正して、真の投影データ
Ｐ（ｔ，θ）を、 Ｐ＝（Ｅ／Ｂ）／＜Ｔ／Ｂ＞ … (1) なる式で求める。ここで、記号＜＞は、スムージングを
意味する。

【００３１】この感度・吸収補正部１４５により得られ
た真の投影データＰ（ｔ，θ）に基づいて、画像再構成
部１４６は、リング１１１内の測定空間に設定した極座
標系の所定のθ方向から見た測定対象物１００における
光子対発生分布を表す再構成画像データを生成し、画像
表示部１４７は、この再構成画像データを入力して再構
成画像を表示する。

【００３２】次に、測定台揺動部１２１の１例について
説明する。図２は、測定台揺動部の構成図である。測定
台揺動部１２１の基盤１２５は、支持台１３１に固定さ
れており、この基盤１２５には、複数（図では３つ）の
偏心カム１２７Ａ，１２７Ｂおよび１２７Ｃを介して、
回転板１２６が接続されている。回転板１２６には、支
持部材１２９が固定接続されており、また、この支持部
材１２９には、測定対象物１００を載置し得る測定台１
２０が固定接続されている。３つの偏心カムのうちの１
つである偏心カム１２７Ａは、モータ１２２によりベル
ト１２８を介して回転駆動される。

【００３３】したがって、モータ１２２が回転すると、
その回転はベルト１２８を介して偏心カム１２７Ａに伝
わり、そして、回転板１２６、支持部材１２９および測
定台１２０は、一体となって、その方位を維持したまま
垂直面内で偏心回転をする。このようにして、測定台１
２０上に載置された測定対象物１００は偏心回転され
る。なお、モータ１２２の回転方向および回転速度は一
定でなくてもよく、回転方向が交互に変化するものであ
ってもよく、また、回転速度も変化するものであっても
よい。

【００３４】この偏心回転の回転面を測定対象物１００
のスライス面（リング１１１のリング面）に平行とすれ
ば、アドレス変換部１４３は、リング１１１の単層リン
グ間の補償を行う必要はなく、また、偏心回転であるの
でθ座標に関しても補償する必要はなく、ｔ座標に関し
てのみ補償すればよい。したがって、この場合には、角
度データ処理部１２４は、回転センサ１２３により測定
されたモータ１２２の回転角に基づいて、アドレス変換
部１４３におけるｔ値の補償量Δｔを出力する。角度デ
ータ処理部１２４は、モータ１２２の回転角に対するｔ
値の補償量Δｔの関係を予め求めておいてもよい。ま
た、この偏心回転の回転径は、偏心カム１２７Ａ，１２
７Ｂおよび１２７Ｃの偏心距離に応じたものであって、
測定対象物１００に応じて適切に定められるべきもので
あり、例えば数mmないし数cm程度とする。

【００３５】次に、このＰＥＴの作用とともに、このＰ
ＥＴを用いた測定方法の１例について説明する。

【００３６】最初にブランク計測を行い、ブランクデー
タＢ（ｔ，θ）を獲得する。このときには、リング１１
１内の測定空間には測定対象物１００が置かれることは
なく、較正用ＲＩ線源がリング１１１の中心軸を中心に
回転して、リング１１１を構成する光子検出器Ｄそれぞ
れに模擬的な平行光を入射させる。この状態でリング１
１１の光子検出器Ｄから出力された光子検出信号は、プ
リアンプ１４０で増幅され、断層データ処理部１４１で
エネルギ弁別されて、同時計数部１４２で１対の光子検
出器Ｄが同時に光子を検出したか否かが判定され、較正
用ＲＩ線源による電子・陽電子対消滅に伴って発生した
光子対を検出した光子検出器対を示す検出器識別信号
（Ｉ，Ｊ）が出力される。この検出器識別信号（Ｉ，
Ｊ）は、アドレス変換部１４３により、ｔ−θ平面上の
座標値（ｔ，θ）に座標変換される。ただし、ブランク
計測におけるこの座標変換に際しては、角度データ処理
部１２４からの補償量を考慮する必要はない。そして、
投影データ蓄積部１４４により、この座標値（ｔ，θ）
に対応する番地に所定の累積加算データが累積加算され
て投影データが蓄積される。この蓄積された投影データ
がブランクデータＢ（Ｉ，Ｊ）となる。

【００３７】続いてトランスミッション計測を行い、ト
ランスミッションデータＴ（ｔ，θ）を獲得する。この
ときには、リング１１１内の測定空間にはＲＩ線源が投
与されていない測定対象物１００が置かれるとともに、
較正用ＲＩ線源がリング１１１の中心軸を中心に回転し
て、リング１１１を構成する光子検出器Ｄそれぞれに模
擬的な平行光を入射させる。そして、上述のブランク計
測の場合と同様にして投影データ蓄積部１４４に蓄積さ
れた投影データがトランスミッションデータＴ（ｔ，
θ）となる。なお、このトランスミッション計測に際し
ては、測定対象物１００は静止したままでよい。

【００３８】さらに続いてエミッション計測を行い、エ
ミッションデータＥ（ｔ，θ）を獲得する。このときに
は、較正用ＲＩ線源は取り外され或いは遮蔽されて、リ
ング１１１内の測定空間にＲＩ線源が投与された測定対
象物１００が置かれる。そして、上述のブランク計測の
場合と略同様にして投影データ蓄積部１４４に蓄積され
た投影データがエミッションデータＥ（ｔ，θ）とな
る。なお、ブランク計測、トランスミッション計測およ
びエミッション計測それぞれを行う順序は、上記に限ら
れず任意でよい。

【００３９】ここで、測定対象物１００を揺動しながら
エミッション計測するときには、アドレス変換部１４３
において検出器識別信号（Ｉ，Ｊ）から座標値（ｔ，
θ）に座標変換する際に、回転センサ１２３で測定され
たモータ１２２の回転角に基づいて角度データ処理部１
２４から出力された補償量が考慮される。

【００４０】以上のようにして、ブランクデータＢ
（ｔ，θ）、トランスミッションデータＴ（ｔ，θ）お
よびエミッションデータＥ（ｔ，θ）が求められると、
これらに基づいて、感度・吸収補正部１４５により、
（１）式に従って感度補正および吸収補正がなされ、真
の投影データＰ（ｔ，θ）が求められる。そして、この
真の投影データＰ（ｔ，θ）に基づいて、電子・陽電子
対消滅発生分布画像が画像再構成部１４６により再構成
され、その再構成された画像は画像表示部１４７に表示
される。

【００４１】測定対象物１００を揺動しながら数秒程度
の期間（フレーム）毎のエミッションデータを測定する
ダイナミック計測を行うときには、フレーム計測時間と
揺動周期との関係が問題になる。すなわち、フレーム計
測時間が揺動周期の整数倍でない場合には、感度・吸収
補正部１４５における感度補正および吸収補正は不正確
となる。この問題に対しては、例えば、投影データ蓄積
部１４４における累積加算データをブランクデータＢ
（Ｉ，Ｊ）の値に反比例する値として予め求めておけ
ば、エミッション計測およびトランスミッション計測そ
れぞれの際に投影データ蓄積部１４４において蓄積され
た投影データ（エミッションデータおよびトランスミッ
ションデータ）は既に感度補正されたものとなるので、
このエミッションデータをトランスミッションデータで
除算すれば、直ちに真の投影データを求めることができ
る。あるいは、フレーム計測期間中における測定対象物
１００の位置・方位に関する存在確率Ｃ（ｔ，θ）を別
途求め、この存在確率Ｃ（ｔ，θ）とブランクデータＢ
（ｔ，θ）とのコンボリューション計算から補正用ブラ
ンクデータＢ１（ｔ，θ）を求め、前述の（１）式にお
いてＢを補正用ブランクデータＢ１で置き換えた式によ
り真の投影データＰ（ｔ，θ）を求めることができる。

【００４２】このＰＥＴによれば、正確な生理状態を測
定することができる。また、測定対象物１００を回転し
ながら、時々刻々と変化するその生理状態を測定でき
る。

【００４３】例えば、測定対象物１００としてのラット
に、ＲＩ線源としてＨ¹⁵Ｏを投与すれば、ラットの脳血
流量の分布を測定することができ、したがって、ラット
の特定箇所における脳血流量の変化から、生理状態の変
化を測定することができる。さらには、このような測定
は、脳機能の解明にも役立つものであり、また、同一の
回転に対する生理現象の変化の個体差に関しての情報の
獲得にも役立つものである。

【００４４】（第２の実施形態）次に、第２の実施形態
について説明する。図３は、第２の実施形態に係るＰＥ
Ｔの構成図である。

【００４５】本実施形態に係るＰＥＴは、３Ｄ−ＰＥＴ
である。したがって、リング１１１Ａは、第１の実施形
態に係るＰＥＴのリング１１１からコリメータ１１３が
取り外されたものである。したがって、測定対象物１０
０Ａにおいて電子・陽電子対消滅に伴って発生した光子
対は、互いに異なる単層リングそれぞれに属する１対の
光子検出器によっても検出され得る。

【００４６】また、本実施形態に係るＰＥＴは、測定対
象物１００Ａを揺動するために、第１の実施形態の場合
と同様の測定台揺動部１２１が設けられているだけでな
く、軸方向揺動部１３４が移動台１３２の上に設けられ
ている。この軸方向揺動部１３４は、例えばモータとラ
ックピニオンまたはウォームホィールとから構成され、
このモータの回転により、測定台１２０、測定台揺動部
１２１および支持棒１３１は、一体となってリング１１
１Ａの中心軸方向に揺動される。位置センサ１３５は、
この軸方向揺動部１３４による揺動位置を測定するもの
であり、その揺動位置は、アドレス変換部２４３に入力
され、座標変換の際の補償に用いられる。

【００４７】さらに、本実施形態に係るＰＥＴは、３Ｄ
−ＰＥＴであり測定対象物１００Ａが軸方向にも揺動さ
れるものであるが故に、光子対弁別、アドレス変換、投
影データ蓄積および画像再構成に関して、第１の実施形
態とは異なる処理を行う。

【００４８】リング１１１Ａのうちの何れかの光子検出
器Ｄが光子を検出すると、その光子検出器Ｄは、その光
子のエネルギに応じた光子検出信号を出力する。プリア
ンプ２４０は、光子検出器Ｄそれぞれに対応して設けら
れており、対応する光子検出器Ｄから出力された光子検
出信号を増幅する。断層データ処理部２４１は、プリア
ンプ２４０により増幅された光子検出信号が電子・陽電
子対消滅に伴って発生した光子のエネルギ（５１１ｋｅ
Ｖ）を示すものであるか否かを弁別し、同時計数部２４
２は、１対の光子検出器Ｄそれぞれが略同時に光子を検
出したか否かを判定する。もし、電子・陽電子対消滅に
伴って発生した所定エネルギ（５１１ｋｅＶ）の光子対
がリング１１１Ａにより同時検出されたと判定された場
合には、その光子対を検出した光子検出器対を表す検出
器識別信号（Ｉ，Ｊ）およびリング間差信号ＲＤが、同
時計数部２４２より出力される。

【００４９】この検出器識別信号（Ｉ，Ｊ）およびリン
グ間差信号ＲＤに基づいて、アドレス変換部２４３は、
検出器識別信号（Ｉ，Ｊ）およびリング間差信号ＲＤが
示す光子対を検出した２つの光子検出器を互いに結ぶ直
線を、リング１１１Ａ内の測定空間に設定された極座標
で表現する場合に使用する４つの変数（ｘ，ｙ，θ，
ψ）それぞれを座標軸とするｘ−ｙ−θ−ψ空間上の位
置に座標変換する。アドレス変換部２４３は、この座標
変換に際して、角度データ処理部１２４および位置セン
サ１３５それぞれから出力された補償量に基づいて、測
定対象物１００Ａの変位を補償してｘ−ｙ−θ−ψ空間
上の位置に座標変換する。そして、アドレス変換部２４
３から出力された座標値（ｘ，ｙ，θ，ψ）は、投影デ
ータ蓄積部２４４に入力され、投影データ蓄積部２４４
は、座標値（ｘ，ｙ，θ，ψ）に対応する番地に、所定
の累積加算データ（例えば "１" ）を累積加算する。

【００５０】このようにして、測定対象物１００Ａから
発生した多数の光子対についての同時計数情報が、投影
データ蓄積部２４４に蓄積されて投影データとなる。し
かし、光子検出器Ｄそれぞれの検出感度は一定ではなく
ムラが多く、また、測定対象物１００Ａにより光子吸収
されるので、感度補正および吸収補正を行う必要があ
る。そこで、感度・吸収補正部２４５は、第１の実施形
態の場合と同様にして感度補正および吸収補正を行う。
すなわち、エミッション計測によりエミッションデータ
Ｅ（ｘ，ｙ，θ，ψ）を獲得するのとは別に、ブランク
計測によりブランクデータＢ（ｘ，ｙ，θ，ψ）を、ま
た、トランスミッション計測によりトランスミッション
データＴ（ｘ，ｙ，θ，ψ）を、それぞれ獲得し、真の
投影データＰ（ｘ，ｙ，θ，ψ）を、（１）式で求め
る。

【００５１】この感度・吸収補正部２４５により得られ
た真の投影データＰ（ｘ，ｙ，θ，ψ）に基づいて、画
像再構成部２４６は、リング１１１Ａ内の測定空間に設
定した極座標系の所定の（θ，ψ）方向から見た測定対
象物１００Ａにおける光子対発生分布を表す再構成画像
データを生成し、画像表示部２４７は、この再構成画像
データを入力して再構成画像を表示する。

【００５２】次に、このＰＥＴの作用とともに、このＰ
ＥＴを用いた測定方法の１例について説明する。

【００５３】ブランク計測およびトランスミッション計
測を行い、ブランクデータＢ（ｘ，ｙ，θ，ψ）および
トランスミッションデータＴ（ｘ，ｙ，θ，ψ）を獲得
し、さらに、エミッション計測を行い、エミッションデ
ータＥ（ｘ，ｙ，θ，ψ）を獲得する。これらの獲得方
法は、第１の実施形態の場合と略同様である。また、ブ
ランク計測、トランスミッション計測およびエミッショ
ン計測それぞれを行う順序は、上記に限られず任意でよ
い。

【００５４】なお、このエミッション計測については、
第１の実施形態の場合と同様に、測定対象物１００Ａを
揺動しながらエミッション計測を行ってもよいし、測定
対象物１００Ａの揺動とエミッション計測を交互に行っ
てエミッション計測を行う際には測定対象物１００Ａを
静止させておいてもよい。

【００５５】ここで、測定対象物１００Ａを揺動しなが
らエミッション計測するときには、アドレス変換部２４
３において検出器識別信号（Ｉ，Ｊ）から座標値（ｘ，
ｙ，θ，ψ）に座標変換する際に、回転センサ１２３で
測定されたモータ１２２の回転角に基づいて角度データ
処理部１２４から出力された補償量、および、位置セン
サ１３５で測定された軸方向の揺動位置に基づく補償量
が考慮される。

【００５６】以上のようにして、ブランクデータＢ
（ｘ，ｙ，θ，ψ）、トランスミッションデータＴ
（ｘ，ｙ，θ，ψ）およびエミッションデータＥ（ｘ，
ｙ，θ，ψ）が求められると、これらに基づいて、感度
・吸収補正部２４５により、感度補正および吸収補正が
なされ、真の投影データＰ（ｘ，ｙ，θ，ψ）が求めら
れる。そして、この真の投影データＰ（ｘ，ｙ，θ，
ψ）に基づいて、電子・陽電子対消滅発生分布画像が画
像再構成部２４６により再構成され、その再構成された
画像は画像表示部２４７に表示される。

【００５７】測定対象物１００Ａを揺動しながら数秒程
度の期間（フレーム）毎のエミッションデータを測定す
るダイナミック計測を行うときには、フレーム計測時間
と揺動周期との関係が問題になる。しかし、この場合
も、第１の実施形態の場合と同様にして感度補正・吸収
補正を行うことができる。

【００５８】このＰＥＴによれば、測定対象物１００Ａ
は、測定台揺動部１２１によりリング中心軸に垂直な平
面内で偏心回転されるだけでなく、軸方向揺動部１３４
によりリング中心軸方向に往復揺動されるので、第１の
実施形態に係るＰＥＴよりも複雑な３次元的な揺動を受
け得る。したがって、測定対象物１００Ａのさらに複雑
な生理状態を測定することができる。

【００５９】例えば、測定対象物１００Ａとしての人体
に適切なＲＩ線源を投与し、この人体を揺動して測定す
れば、脳血流量の変化だけでなく、胃における糖代謝量
や特定臓器における特定物質の遍在などの内蔵諸器官の
生理状態を測定することができる。また、ＲＩ線源を混
入させた食物を人体に食べさせれば、人体の揺動に従っ
て胃中の食物が移動する様子をも測定することができ
る。さらに、脳の生理状態と臓器の生理状態との関係の
測定、すなわち、心因的な要因が臓器の生理状態に与え
る影響の測定にも適用が考えられる。

【００６０】本発明は、上記実施形態に限定されるもの
ではなく種々の変形が可能である。例えば、図４に示す
ように、スライス面が水平になるようにリング１１１Ａ
を置き、偏心回転する揺動手段としての椅子に人を座ら
せ、その人の頭部（測定対象物）１００Ｂで発生した光
子対をリング１１１Ａで検出し、リング１１１Ａの光子
検出器Ｄそれぞれから出力された光子検出信号をプリア
ンプ２４０で増幅し、以下、第２の実施形態に係るＰＥ
Ｔと同様の構成・作用としてもよい。この場合も、この
測定対象物Ｂを偏心回転させたときの測定対象物Ｂの生
理状態を測定することができる。

【００６１】測定対象物の揺動手段は、上記実施形態で
述べたものに限られない。例えば、測定対象物自体を所
定軸を中心に回転させるものとしてもよい。また、互い
に直交する３軸それぞれの方向に往復揺動させるものと
し、さらに、３軸それぞれを中心として回転させるもの
としてもよく、この場合、測定対象物に任意の揺動を与
えることができる。

【００６２】

【発明の効果】以上、詳細に説明したとおり本発明によ
れば、測定対象物の位置および方位を測定し、その位置
および方位の変位について補償しながら測定することに
より、正確な測定が可能となる。また、測定対象物を回
転しながらその生理状態の変化の過程を測定することも
可能である。

【００６３】したがって、本発明に係るＰＥＴは、揺動
に因る測定対象物の生理状態変化のメカニズムの解明、
同じ物理的揺動に対する生理現象変化の特異性（個体
差）の解明などの研究に貢献し得るものである。

【図面の簡単な説明】

【図１】第１の実施形態に係るＰＥＴの構成図である。

【図２】測定台揺動部の構成図である。

【図３】第２の実施形態に係るＰＥＴの構成図である。

【図４】他の実施形態に係るＰＥＴのリングの構成図で
ある。

【図５】２Ｄ−ＰＥＴのリングにおける光子対検出と画
像再構成の説明図である。

【図６】２Ｄ−ＰＥＴのリングにおける光子対検出の説
明図である。

【図７】ブロック型ＰＥＴのリングの構成図である。

【図８】３Ｄ−ＰＥＴのリングの構成図である。

【符号の説明】

１００，１００Ａ…測定対象物、１１０，１１０Ａ…検
出部、１１１，１１１Ａ…リング、１１２…遮蔽シール
ド、１１３…コリメータ、１２０…測定台、１２１…測
定台揺動部、１２２…モータ、１２３…回転センサ、１
２４…角度データ処理部、１２５…基盤、１２６…回転
板、１２７Ａ，１２７Ｂ，１２７Ｃ…偏心カム、１２８
…ベルト、１２９…支持部材、１３０，１３１…支持
台、１３２…移動台、１３３…固定台、１３４…軸方向
揺動部、１３５…位置センサ、１４０…プリアンプ、１
４１…断層データ処理部、１４２…同時計数部、１４３
…アドレス変換部、１４４…投影データ蓄積部、１４５
…感度・吸収補正部、１４６…画像再構成部、１４７…
画像表示部、２４０…プリアンプ、２４１…断層データ
処理部、２４２…同時計数部、２４３…アドレス変換
部、２４４…投影データ蓄積部、２４５…感度・吸収補
正部、２４６…画像再構成部、２４７…画像表示部。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (56)参考文献 特開 平２−209133（ＪＰ，Ａ) 特開 平６−109853（ＪＰ，Ａ) 特開 平４−128679（ＪＰ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.⁷，ＤＢ名) G01T 1/161

Claims (1)

(57)【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 入射した光子のエネルギに応じた光子検
   出信号をそれぞれ出力する複数の光子検出器が測定空間
   を囲んで所定軸の周囲に配列されたリングと、 前記測定空間に置かれた測定対象物を前記リング中心軸
   周りに回転させると共に、その回転方向及び回転速度を
   変化させる回転手段と、 前記光子検出信号に基づいて、前記測定空間における電
   子・陽電子対消滅によって発生した光子対をエネルギ弁
   別して、前記光子対のそれぞれの光子を検出した光子検
   出器対を示す検出器識別信号を出力する光子対弁別手段
   と、 前記回転手段による回転の位置および方位を測定する位
   置方位測定手段と、 前記検出器識別信号が示す光子検出器対を互いに結ぶ直
   線について、前記位置方位測定手段により測定された回
   転の位置および方位の変位を補償して、前記測定空間に
   設定された極座標で表現された座標値を出力するアドレ
   ス変換手段と、 前記座標値に対応する番地に所定の累積加算データを累
   積加算することにより投影データを蓄積する投影データ
   蓄積手段と、 前記投影データ蓄積手段により蓄積された前記投影デー
   タに基づいて、前記測定空間における電子・陽電子対消
   滅の発生頻度の空間分布を算出し画像再構成を行なう画
   像再構成手段と、 を備えることを特徴とするポジトロンＣＴ装置。