JP3793266B2

JP3793266B2 - ポジトロンｃｔ装置およびその画像再構成方法

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Publication number: JP3793266B2
Application number: JP29781695A
Authority: JP
Inventors: 真介森
Original assignee: Hamamatsu Photonics KK
Current assignee: Hamamatsu Photonics KK
Priority date: 1995-10-20
Filing date: 1995-10-20
Publication date: 2006-07-05
Anticipated expiration: 2015-10-20
Also published as: US5703369A; JPH09113626A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、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するポジトロンＣＴ装置およびその画像再構成方法に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
ポジトロンＣＴ装置（Positron Emission Computed-Tomography ; 以下、ＰＥＴと呼ぶ）は、生体や疾病患の研究あるいは臨床検査等に応用され、体内に投入された陽電子放出核種（以下、ＲＩ線源と呼ぶ）の分布を画像化し、生体機能を見るための装置である。
【０００３】
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、或いは、例えば新規開発中の薬剤に、部分的に付加されて用いられる。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。又、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ＰＥＴの検出部は、リング状に配置された多数の光子検出器（これをリングと呼ぶ）からなり、そのリング内に、ＲＩ線源を注入あるいは吸入された人体などの測定対象物が置かれる。測定対象物内のＲＩ線源から放出された陽電子は、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。リングによってこの１対の光子を同時計数することにより、電子・陽電子対消滅がどの直線上で発生したかを特定することができる。ＰＥＴは、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。
【０００５】
このようなＰＥＴによる計測に要する時間は、ＲＩ線源の半減期に依存し、数十分ないし数時間に及ぶ場合があり、従来、測定対象物は、この計測時間内では位置および方位ともに固定されている必要があった。このように計測時間が長時間に及ぶ場合には、測定対象物である人体やその他の動物にとっては非常な苦痛であり、計測時間内に測定対象物が動いて位置や方位が変化することがある。計測中に測定対象物が少しでも動くと正確が測定ができず、画像再構成して得られた画像には、測定対象物の動きに起因するアーティファクトが発生し、正確な再構成画像を得ることができなかった。
【０００６】
また、仮りに測定対象物を固定することができたとしても、測定対象物は麻酔状態ではなく覚醒状態でその生理状態を測定する場合が多いので、長時間の固定に起因するストレスの為に生理状態が変化する。この変化は測定に悪影響を与え、やはり正確な測定はできない。
【０００７】
そこで、測定対象物を固定することなく、すなわち、測定対象物の位置および方位に関する動き（以下、体動と言う）を容認することによって生理状態を維持したまま測定し、そして、その測定中に体動を測定し、この体動情報を用いて同時計数情報の補正を行う技術が知られている（例えば、特開平２−２０９１３３号公報、特開平４−１２８６７９号公報）。
【０００８】
なお、リングの光子検出器の空間的な測定分解能を向上させるために、リングを回転運動やウォブリング運動させることが行われているが、逆に測定対象物が動くことによっても測定分解能が向上する。体動補正技術は、この点に関しても有効である。
【０００９】
【発明が解決しようとする課題】
上記の体動補正技術を採用することによって、測定対象物が動く場合であっても、以前に比べれば正確な再構成画像を得ることが可能となった。
【００１０】
一方、一般にリングを構成する多数の光子検出器間に感度ムラがあるので、以上のように測定対象物から発生する光子対を検出して蓄積された同時計数情報（エミッションデータ）そのままに基づいて画像再構成処理すると正確なＲＩ線源分布画像を得ることができない。そこで、較正用線源を用いて感度補正データ（ブランクデータ）を取得し、エミッションデータをブランクデータで除算することによって感度補正が行われる。
【００１１】
しかし、測定対象物が動く場合には、このように単純に感度補正を行うことは問題がある。すなわち、測定対象物にとっては同一位置で発生し同一方向に飛行する光子対であっても、測定対象物の位置と方位が異なれば、その光子対は、異なる検出感度を有する異なる光子検出器対で受光される。それにも拘らず、従来の感度補正では、エミッションデータを同一のブランクデータで感度補正するので、正確な感度補正はできない。そこで、動きのある測定対象物を正確に測定するために、体動補正技術とともに、この場合に適した感度補正技術が求められていた。
【００１２】
本発明は、上記問題点を解消する為になされたものであり、測定対象物が測定中に動く場合であっても、その体動補正を行うとともに、精度のよい感度補正を行って正確な再構成画像を得ることができるポジトロンＣＴ装置およびその画像再構成方法を提供することを目的とする。
【００１３】
【課題を解決するための手段】
請求項１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) 電子・陽電子対消滅に伴う光子対を発生させる較正用線源を測定空間で所定軸を中心にしてリングに対して相対的に回転運動させる較正用線源回転手段と、(3) 測定空間に置かれた測定対象物のリングに対する相対的な位置および方位に応じた位置方位データを出力する位置方位測定手段と、(4) 光子検出信号を入力し、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同時計数回路と、(5) 較正用線源回転手段によって回転運動している較正用線源から発生した光子対をリングで検出する度に、検出器識別信号が示す光子検出器対ごとに光子対検出事象を計数して光子対検出頻度を求め、光子対検出頻度に基づいて複数の光子検出器に関する全ての光子検出器対それぞれについての感度データを生成する感度データ生成手段と、(6) 測定空間に測定対象物が置かれた状態で同時計数回路から出力された検出器識別信号が示す光子検出器対についての感度データの値に反比例する累積加算データを出力する累積加算データ生成手段と、(7) 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データが示す相対的な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した座標値を出力する座標変換手段と、(8) 座標変換手段から出力された座標値に対応する番地に、累積加算データ生成手段から出力された累積加算データを累積加算することによって、投影データを蓄積する投影データ蓄積手段と、(9) 投影データ蓄積手段に蓄積された投影データに基づいて、測定対象物における電子・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。
【００１４】
本装置によれば、先ず、較正用線源回転手段によって回転させられた較正用線源から発生する光子対が検出されて、リングを構成する複数の光子検出器に関する全ての光子検出器対それぞれについて求めた光子対検出頻度に基づいて感度データが感度データ生成手段によって獲得される。続いて、測定対象物の測定に際しては、光子対を検出した光子検出器対を表す検出器識別信号対が同時計数回路から出力されて座標変換手段に入力され、位置方位測定手段によって測定された測定対象物の位置および方位の変位が補償されて、その光子検出器対を互いに結ぶ直線について極座標で表した座標値が座標変換手段から出力され、その検出器識別信号対に対応する感度データに反比例する累積加算データが累積加算データ生成手段から出力され、そして、投影データ蓄積手段によって、座標変換手段から出力された座標値に対応する番地に記憶されている投影データに、累積加算データ生成手段から出力された累積加算データが累積加算される。ここで投影データ蓄積手段に蓄積された投影データは、既に体動補正および感度補正の双方がなされたものであるので、画像再構成手段は、この投影データに基づいて画像再構成を行う。
【００１５】
請求項２に係るポジトロンＣＴ装置は、累積加算データ生成手段は、複数の光子検出器に関する全ての光子検出器対それぞれについての累積加算データを予め記憶するとともに、入力した検出器識別信号が示す光子検出器対についての累積加算データを出力する。
【００１６】
請求項３に係るポジトロンＣＴ装置の画像再構成方法は、測定空間を囲んで所定軸の周囲に配列された複数の光子検出器からなるリングによって、測定空間における電子・陽電子対消滅に伴って発生する光子対を検出し、電子・陽電子対消滅の発生頻度の空間分布を測定するポジトロンＣＴ装置の画像再構成方法であって、(1) 電子・陽電子対消滅に伴う光子対を発生させる較正用線源を測定空間で所定軸を中心にしてリングに対して相対的に回転運動させた状態で、較正用線源から発生した光子対をリングで検出する度に、較正用線源から発生した光子対を検出した光子検出器対ごとに光子対検出事象を計数して光子対検出頻度を求め、光子対検出頻度に基づいて複数の光子検出器に関する全ての光子検出器対それぞれについての感度データを生成する感度データ生成ステップと、(2) 測定空間に較正用線源がない状態で、測定空間に置かれた測定対象物のリングに対する相対的な位置および方位を測定するとともに、測定対象物における電子・陽電子対消滅によって発生した光子対をリングで検出する度に、測定対象物における電子・陽電子対消滅によって発生した光子対を検出した光子検出器対を互いに結ぶ直線について相対的な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した座標値に対応する番地に、測定対象物における電子・陽電子対消滅によって発生した光子対を検出した光子検出器対についての感度データの値に反比例する累積加算データを累積加算することによって、投影データを蓄積する投影データ蓄積ステップと、(3) 投影データ蓄積ステップで蓄積された投影データに基づいて、測定対象物における電子・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う画像再構成ステップと、を備えることを特徴とする。
【００１７】
本方法によれば、感度データ生成ステップで求められた感度データに反比例する累積加算データが、測定対象物から発生する光子対が光子検出器対で検出される度に、その光子検出器対を互いに結ぶ直線について測定対象物の位置および方位の変位が補償されて測定空間に設定された極座標で表現した座標値に対応する番地に、投影データ蓄積ステップにおいて累積加算される。ここで蓄積された投影データは、既に体動補正および感度補正の双方がなされたものであるので、画像再構成ステップでは、この投影データに基づいて画像再構成処理を行う。
【００１８】
請求項４に係るポジトロンＣＴ装置の画像再構成方法は、感度データ生成ステップと投影データ蓄積ステップとの間に、複数の光子検出器に関する全ての光子検出器対それぞれについての累積加算データを算出し記憶する累積加算データ生成ステップを更に備える。
【００１９】
【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。
【００２０】
実施形態の要部の説明に先立って、実施形態が適用されるＰＥＴの構成、動作、画像再構成方法および感度補正方法等について説明する。
【００２１】
先ず、２Ｄ−ＰＥＴの構成と動作について説明する。図４は、２Ｄ−ＰＥＴのシステム構成図である。
【００２２】
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Ｄ_k（k=1,2,3,...,n ）がリング状に配置されたリングは、光子検出器Ｄ_k（k=1,2,3,...,n ）それぞれと同時計数回路３０とが信号線で接続されている。リング２０の何れかの光子検出器が光子を検出すると、その光子エネルギに応じた信号が信号線を通じて同時計数回路３０に送られ、同時計数回路３０は、リング２０のそれぞれの光子検出器から到達した信号に基づいて、リング２０の内の２つの光子検出器がＲＩ線源１０から放出された所定の光子エネルギ（５１１ｋｅＶ）を有する光子対を同時検出したことを認識して、その時のこれら２つの光子検出器それぞれを示す検出器識別信号（Ｉ，Ｊ）を出力する。
【００２３】
これら検出器識別信号（Ｉ，Ｊ）は、ｔ−θ変換部４０に入力され、光子対を検出した２つの光子検出器を結ぶ直線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平面上の写像位置（Ｔ，θ’）に変換される。ここで、Ｔは、この直線と座標原点との間の距離であり、θ’は、この直線に座標原点から下ろした垂線の座標系主軸に対する角度である。ｔ−θメモリ５０は、この（Ｔ，θ’）に対応する番地に記憶されている投影データに所定値を累積加算する。このようにして、ＲＩ線源１０で発生した１対の光子対についての同時計数情報が、ｔ−θメモリ５０に蓄積される。
【００２４】
このようにしてＲＩ線源１０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、ｔ−θメモリ５０に投影データとして蓄積される。図５は、リングにおける光子対検出と画像再構成とを説明する図である。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ＲＩ線源１０の分布を表す画像は、この蓄積された投影データの内の、極座標系でθ＝θ’上の各Ｔ点に対応する投影データから画像再構成部６０によって再構成され、この再構成画像は画像表示部７０で表示される。
【００２５】
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、ＲＩ線源１０が存在するあらゆる位置から放出され、あらゆる方向に向かって飛行するが、その内で、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で検出され得る。例えば、図５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。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、ｔ−θ変換部４０で（Ｔ，θ’）に変換され、ｔ−θメモリ５０の対応する番地の投影データに所定値が加算される。
【００２６】
又、製作が容易であり安価であることから、光子検出器が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Ｂ_pそれぞれは、多数の光子検出器Ｄ_pqが並列配置されていて、これらのブロックＢ_p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ＰＥＴ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。
【００２７】
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内、リング面に沿った方向に飛行する光子対のみを検出するため、ＲＩ線源から放出される光子対を捕捉する確率が小さく、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線源を注入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。
【００２８】
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、３Ｄ−ＰＥＴのシステム構成図であり、図９は、３Ｄ−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あるいは図６に示したのと同様の光子検出器の一層リングＲ₁，Ｒ₂，....，Ｒ_m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Ｒ_p、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。多層リング２１の内の或２つの光子検出器が、ＲＩ線源１０から放出されたエネルギ５１１ｋｅＶの光子対を同時検出すると、同時計数回路３１は、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２つの単層リング間の差信号ＲＤ（Ring Difference ）を出力する。これら検出器識別信号（Ｉ，Ｊ）およびリング間差信号ＲＤは、ｘ−ｙ−θ−ψ変換部４１に入力され、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空間上の写像位置（ｘ，ｙ，θ，ψ）に変換される。ここで、θとψは、直線Ｌ１の方向を表し、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。ｘ−ｙ−θ−ψメモリ５１は、この（ｘ，ｙ，θ，ψ）に対応する番地に記憶されている投影データに所定値を累積加算する。このようにして、ＲＩ線源１０で発生した１対の光子対についての同時計数情報が、ｘ−ｙ−θ−ψメモリ５１に投影データとして蓄積され、この投影データから画像再構成部６１によって再構成され、この再構成画像は画像表示部７１で表示される。
【００２９】
以上の何れのタイプのＰＥＴにおいても、光子検出器それぞれの検出感度は一定ではなくムラが多いので、光子検出器の感度補正を以下のようにして行う。すなわち、図１０に示すように、リング内にＲＩ線源を投与された測定対象物１０ａを置いて計測し、同時計数回路３２とｔ−θ変換部４２とを介して同時計数情報を蓄積することをエミッション計測と言い、これによってｔ−θメモリ５２に蓄積されたデータをエミッションデータと言い、Ｅ（ｔ，θ）で表す。また、これとは別に、図１１に示すように、リング内に測定対象物のない状態で、リング内でリング中心軸の周りに較正用のＲＩ線源１０ｂを回転させ、模擬的な平行光を光子検出器それぞれに入射させて計測（ブランク計測）を行う。このようにしてｔ−θメモリ５２に蓄積されたデータ（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。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、感度補正を行う。
【００３０】
さらに、測定対象物の光子吸収を以下のようにして補正する。図１２に示すように、リング内に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１０ｃを置き、ブランク計測と同様にリング内で較正用のＲＩ線源１０ｂを回転させて計測（トランスミッション計測）し、これによってｔ−θメモリ５２に蓄積されたデータ（トランスミッションデータＴ（ｔ，θ））を獲得する。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、弱いＲＩ線源が更に測定対象物による吸収を受け、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。
【００３１】
このようにして感度補正および吸収補正を行った後の真の投影データＰ（ｔ，θ）は、エミッションデータＥ（ｔ，θ）、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）を用いて、
Ｐ＝（Ｅ／Ｂ）／＜Ｔ／Ｂ＞ … (1)
で表される。ここで、記号＜＞は、スムージングを意味する。３Ｄ−ＰＥＴの場合も同様である。
【００３２】
本発明は、動きのある測定対象物であっても、体動補正を行い、且つ、エミッションデータを精度良く感度補正し、これによって正確な再構成画像を得るものである。
【００３３】
次に、本実施形態の要部について説明する。本実施形態は、リングが静止しているブロック型３Ｄ−ＰＥＴである。図１は、本実施形態に係るＰＥＴのシステム構成図である。
【００３４】
本実施形態に係るＰＥＴは、(1) 光子を検出する多数の光子検出器からなるリング１２１、測定対象物１００の位置および方位を測定し位置方位データを出力する体動測定部１２３、および、較正用線源１１０を回転させる回転手段等を備える検出部１２０と、(2) リング１２１が検出した光子が電子・陽電子対消滅に伴って発生した光子対であるか否かを判断するとともに、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識別して検出器識別信号対を出力する同時計数回路１３０と、(3) 全ての検出器識別信号対それぞれについての感度データを生成する感度データ生成部１８０と、(4) 検出器識別信号対を入力して、それに対応する感度データの値に反比例する累積加算データを出力する累積加算データ生成部１９０と、(5) 同時計数回路１３０が識別した光子検出器対を互いに結ぶ直線を極座標で表した座標値（ｘ，ｙ，θ，ψ）に変換するｘ−ｙ−θ−ψ変換部１４０と、(6) ｘ−ｙ−θ−ψ変換部１４０から出力された座標値（ｘ，ｙ，θ，ψ）に対応する番地に、累積加算データ生成部１９０から出力された累積加算データを累積加算して、投影データを蓄積するｘ−ｙ−θ−ψメモリ１５０と、(7) ｘ−ｙ−θ−ψメモリ１５０に蓄積された投影データに基づいて再構成画像データを生成する画像再構成部１６０と、(8) 再構成画像データに基づいて再構成画像を表示する画像表示部１７０と、を備える。
【００３５】
測定空間１２２をその内部に含む検出部１２０のリング１２１には多数の光子検出器がリング状に配列されており、これらの光子検出器は、測定対象物１００が置かれる測定空間１２２の方向に受光面が向けられて、測定空間１２２で発生した光子を受光する。検出部１２０は、更に体動測定部（位置方位測定手段）１２３を有しており、これによって測定空間１２２に置かれた測定対象物１００の位置および方位を測定し、位置方位データを出力する。また、検出部１２０には、ブランク計測およびトランスミッション計測に使用される較正用線源１１０およびそれを回転させる回転機構が備えられている。この回転機構は、例えば、較正用線源１１０を支持して中心軸を中心に回転可能な支持機構、その支持機構に回転を伝達するベルト、その回転を発生させるモータからなる。較正用線源１１０は、使用時（ブランク計測時およびトランスミッション計測時）には、リング１２１の中心軸を中心としてリング１２１面上で回転運動し、それによって較正用線源１１０から発生する光子対のうちリング１２１面上で飛行するものが光子検出器対で検出される。一方、使用されない時（エミッション計測時）には、その較正用線源１１０から発生する光子対が何れの光子検出器にも到達しない位置に待避される。あるいは、その較正用線源１１０が本装置から取り去られてもよい。
【００３６】
光子検出器Ｄ_k（k=1,2,3,...,n ）それぞれから到達した信号を受け取った同時計数回路１３０は、リング１２１内の２つの光子検出器が電子・陽電子対消滅に伴って発生する所定のエネルギ（５１１ｋｅＶ）を有する光子対を同時検出したことを認識して、その時のこれら２つの光子検出器それぞれを示す検出器識別信号ＩおよびＪ並びにリング間差信号ＲＤを出力する。
【００３７】
同時計数回路１３０から出力された検出器識別信号対（Ｉ，Ｊ）およびリング間差信号ＲＤを入力する感度データ生成部１８０は、その検出器識別信号対（Ｉ，Ｊ）に対応する番地に一定値（例えば、 "１" ）を累積加算する。これを一定時間行うことにより、全ての検出器識別信号対（Ｉ，Ｊ）すなわち全ての光子検出器対それぞれについて光子対検出頻度を求め、この光子対検出頻度を感度データＢ（Ｉ，Ｊ）とする。この感度データ生成部１８０の上記の機能は、ブランク計測時に動作する。すなわち、測定空間１２２内で中心軸を中心に回転運動している較正用線源１１０から発生する光子対をリング１２１で検出し同時計数回路１３０から出力された検出器識別信号対（Ｉ，Ｊ）を入力して感度データＢ（Ｉ，Ｊ）を生成する。
【００３８】
検出器識別信号対（Ｉ，Ｊ）およびリング間差信号ＲＤを入力する累積加算データ生成部１９０は、その検出器識別信号対（Ｉ，Ｊ）に対応する感度データＢ（Ｉ，Ｊ）の値に反比例する累積加算データＣ（Ｉ，Ｊ）を出力する。すなわち、感度データＢ（Ｉ，Ｊ）と累積加算データＣ（Ｉ，Ｊ）との間には、全ての（Ｉ，Ｊ）について、
Ｃ（Ｉ，Ｊ）＝ａ／Ｂ（Ｉ，Ｊ） … (2)
なる関係がある。ここで、ａは、任意の定数値である。この累積加算データ生成部１９０の上記の機能は、エミッション計測時およびトランスミッション計測時に動作する。すなわち、測定空間１２２内に置かれたＲＩ線源を注入された測定対象物１００から発生する光子対をリング１２１で検出し同時計数回路１３０から出力された検出器識別信号対（Ｉ，Ｊ）を入力して、累積加算データＣ（Ｉ，Ｊ）を出力する。なお、ブランク計測終了後であってエミッション計測あるいはトランスミッション計測を行う前に全ての（Ｉ，Ｊ）について（２）式で累積加算データＣ（Ｉ，Ｊ）を予め求め記憶しておいてもよいし、また、検出器識別信号対（Ｉ，Ｊ）が入力する度に累積加算データＣ（Ｉ，Ｊ）を（２）式で算出しその結果を出力してもよい。
【００３９】
また、検出器識別信号（Ｉ，Ｊ）およびリング間差信号ＲＤは、ｘ−ｙ−θ−ψ変換部（座標変換手段）１４０にも入力され、検出器識別信号（Ｉ，Ｊ）が示す光子対を検出した２つの光子検出器を結ぶ直線をリング１２１内の測定空間１２２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空間上の位置に写像される。このｘ−ｙ−θ−ψ変換部１４０は、体動測定部１２３から出力された位置方位データをも入力し、測定対象物１００の体動を補償して、（ｘ，ｙ，θ，ψ）値を出力する。
【００４０】
投影データを蓄積するｘ−ｙ−θ−ψメモリ（投影データ蓄積手段）１５０は、光子対をリング１２１で検出し同時計数回路１３０から出力された検出器識別信号対（Ｉ，Ｊ）に応じてｘ−ｙ−θ−ψ変換部１４０から出力された座標値（ｘ，ｙ，θ，ψ）と、同じくその検出器識別信号対（Ｉ，Ｊ）に応じて累積加算データ生成部１９０から出力された累積加算データＣ（Ｉ，Ｊ）とを入力し、座標値（ｘ，ｙ，θ，ψ）に対応する番地に記憶されている投影データに累積加算データＣ（Ｉ，Ｊ）を累積加算する。このｘ−ｙ−θ−ψメモリ１５０の上記の機能は、エミッション計測時およびトランスミッション計測時に動作する。
【００４１】
このように、本発明に係るＰＥＴのｘ−ｙ−θ−ψメモリ１５０に蓄積される投影データは、一般に整数ではなく小数である。したがって、本発明に係るＰＥＴのｘ−ｙ−θ−ψメモリ１５０として、例えば３２または６４ｂｉｔ精度の整数型または浮動小数型のメモリを用いるのが好ましい。従来のＰＥＴのｘ−ｙ−θ−ψメモリに記憶される投影データが１６ｂｉｔ精度整数型データであったのに対し、本発明では、より高速かつ高精度の処理能力が要求されることになるが、現在のＬＳＩ技術は充分この要求に応えることができる。
【００４２】
なお、検出器識別信号対（Ｉ，Ｊ）に対して座標値（ｘ，ｙ，θ，ψ）は一意的に定まるので、これまで述べたＢ（Ｉ，Ｊ）およびＣ（Ｉ，Ｊ）それぞれを、以下では、Ｂ（ｘ，ｙ，θ，ψ）およびＣ（ｘ，ｙ，θ，ψ）と表記する。
【００４３】
したがって、従来のＰＥＴにおけるｘ−ｙ−θ−ψメモリに一定値 "１" を累積加算して投影データを蓄積することによって得られるエミッションデータＥ（ｘ，ｙ，θ，ψ）およびトランスミッションデータＴ（ｘ，ｙ，θ，ψ）に対して、本発明に係るＰＥＴにおけるｘ−ｙ−θ−ψメモリ１５０に蓄積されるエミッションデータＥ１（ｘ，ｙ，θ，ψ）およびトランスミッションデータＴ１（ｘ，ｙ，θ，ψ）それぞれは、
Ｅ１（ｘ，ｙ，θ，ψ）
＝Ｅ（ｘ，ｙ，θ，ψ）×Ｃ（ｘ，ｙ，θ，ψ）
＝ａ×Ｅ（ｘ，ｙ，θ，ψ）／Ｂ（ｘ，ｙ，θ，ψ） … (3)
Ｔ１（ｘ，ｙ，θ，ψ）
＝Ｔ（ｘ，ｙ，θ，ψ）×Ｃ（ｘ，ｙ，θ，ψ）
＝ａ×Ｔ（ｘ，ｙ，θ，ψ）／Ｂ（ｘ，ｙ，θ，ψ） … (4)
である。すなわち、ｘ−ｙ−θ−ψメモリ１５０に蓄積されたエミッションデータＥ１（ｘ，ｙ，θ，ψ）は、すでにブランクデータＢ（ｘ，ｙ，θ，ψ）で感度補正されたものである。また、更に吸収補正まで行って求められる真の線和Ｐ１（ｘ，ｙ，θ，ψ）は、
Ｐ１（ｘ，ｙ，θ，ψ）
＝Ｅ１（ｘ，ｙ，θ，ψ）／Ｔ１（ｘ，ｙ，θ，ψ） … (5)
から直ちに求められる。
【００４４】
測定対象物１００におけるＲＩ線源の分布密度の画像を再構成する画像再構成部１６０は、ｘ−ｙ−θ−ψメモリ１５０に蓄積されたエミッションデータＥ１（ｘ，ｙ，θ，ψ）あるいは吸収補正処理後の線和データＰ１（ｘ，ｙ，θ，ψ）から、リング１２１内の測定空間１２２に設定した極座標系の所定のθψ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１７０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。
【００４５】
次に、本実施形態に係るＰＥＴの検出部について詳細に説明する。図２は、本実施形態に係るＰＥＴの検出部の断面図である。検出部１２０は、多数の光子検出器Ｄからなるリング１２１と、測定対象物１００の位置および方位を測定する体動測定部１２３等を備える。
【００４６】
測定空間１２２を内部に有するリング１２１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り、それぞれの単層リングには、複数個の光子検出器Ｄがリング状に配列され、それぞれの光子検出器Ｄは、測定対象物１００が置かれる測定空間１２２の方向に受光面が向けられている。遮蔽シールド１２４は、光子対が測定空間１２２外に洩れるのを防ぐためのものであり、単層リングのそれぞれを互いに隔てるものではない。したがって、異なる単層リング間で光子対を検出することが可能である。
【００４７】
測定対象物１００の位置および方位を測定する体動測定部１２３は、例えば、それぞれ発光素子と受光素子とからなる光学式の測距センサ１２３ａないし１２３ｃ、および、これらからの出力に基づいて位置方位データを出力する体動データ処理部１２３ｄからなる。測距センサ１２３ａないし１２３ｃそれぞれは、リング１２１との相対的な位置関係が固定されており、測定対象物１００の所定箇所（この図では、測定対象物１００である人体の頭部）に設けられたマーカ１０１ａないし１０１ｃそれぞれに光ビームを照射してその反射光を受光し、これらマーカ１０１ａないし１０１ｃそれぞれとの距離を測定する。３つの測距センサ１２３ａないし１２３ｃそれぞれから得られた距離データは、体動データ処理部１２３ｄに入力され、測定対象物１００の位置と方位とが求められる。
【００４８】
また、体動測定部１２３として撮像カメラを用い、得られた画像を解析して測定対象物１００の位置と方位とを求めてもよい。あるいは、体動測定部１２３として、測定対象物１００の所定箇所に設けられた加速度センサも用いてもよく、この場合、加速度センサからの出力に基づいて、測定対象物１００の位置と方位とを求めることができる。
【００４９】
次に、本実施形態に係るＰＥＴの作用およびこのＰＥＴを用いた計測方法について説明する。図３は、本実施形態に係るＰＥＴにおける計測のフローチャートである。
【００５０】
先ず、ステップＳ１で、ブランク計測を行い、感度データＢ（Ｉ，Ｊ）を獲得する。すなわち、測定空間１２２に測定対象物１００を置かないで、較正用線源１１０を中心軸を中心にしてリング１２１面上で回転運動させて模擬的な平行光を生成する。その状態で、その較正用線源１１０から発生する光子対は、リング１２１を構成する多数の光子検出器により検出され、同時計数回路１３０でエネルギ弁別され、光子対を検出した光子検出器対を示す検出器識別信号対（Ｉ，Ｊ）およびリング間差信号ＲＤが出力される。これらの検出器識別信号対（Ｉ，Ｊ）およびリング間差信号ＲＤは、感度データ生成部１８０に入力され、その検出器識別信号対（Ｉ，Ｊ）に対応する番地に一定値（例えば、 "１" ）が累積加算される。これを一定時間行うことにより、全ての検出器識別信号対（Ｉ，Ｊ）すなわち全ての光子検出器対それぞれについて光子対検出頻度が求められ、これを感度データＢ（Ｉ，Ｊ）とする。
【００５１】
ブランク計測が終了すると、ステップＳ２で、（２）式に基づいて、ブランク計測（ステップＳ１）で得られた感度データＢ（Ｉ，Ｊ）から、累積加算データＣ（Ｉ，Ｊ）を計算し、累積加算データ生成部１９０に記憶する。
【００５２】
続いて、ステップＳ３で、エミッション計測を行い、エミッションデータＥ１（Ｉ，Ｊ）を獲得する。すなわち、較正用線源１１０を待避あるいは除去し、ＲＩ線源を注入された測定対象物１００を測定空間１２２に置く。この状態で、測定対象物１００から発生する光子対は、リング１２１を構成する多数の光子検出器により検出され、同時計数回路１３０でエネルギ弁別され、光子対を検出した光子検出器対を示す検出器識別信号対（Ｉ，Ｊ）およびリング間差信号ＲＤが出力される。また、測定対象物１００の体動が体動測定部１２３によって測定されて位置方位データが出力される。検出器識別信号対（Ｉ，Ｊ）およびリング間差信号ＲＤは、累積加算データ生成部１９０に入力され、対応する累積加算データＣ（Ｉ，Ｊ）が出力される。同時に、検出器識別信号対（Ｉ，Ｊ）およびリング間差信号ＲＤは、体動測定部１２３から出力された測定対象物１００の位置・方位を示す位置方位データとともに、ｘ−ｙ−θ−ψ変換部１４０に入力され、測定対象物１００の体動を補償した座標値（ｘ，ｙ，θ，ψ）が出力される。そして、座標値（ｘ，ｙ，θ，ψ）および累積加算データＣ（Ｉ，Ｊ）は、ｘ−ｙ−θ−ψメモリ１５０に入力され、座標値（ｘ，ｙ，θ，ψ）に対応する番地に記憶されている投影データに累積加算データＣ（Ｉ，Ｊ）が累積加算される。これを一定時間行って蓄積された投影データが、エミッションデータＥ１（Ｉ，Ｊ）となる。
【００５３】
このように、ｘ−ｙ−θ−ψメモリ１５０に投影データを蓄積するに際して、光子を検出した時点における検出器識別信号対（Ｉ，Ｊ）で表される光子検出器対を互いに結ぶ直線を極座標系で表した座標値（ｘ，ｙ，θ，ψ）に対応する番地に、その光子検出器対についての累積加算データＣ（Ｉ，Ｊ）を累積加算する。したがって、ｘ−ｙ−θ−ψメモリ１５０に投影データが蓄積される段階で、測定対象物１００の体動補償および感度補正が同時になされることになる。
【００５４】
更に、吸収補正をも行う場合には、ステップＳ４で、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Ｔ１（Ｉ，Ｊ）を獲得する。すなわち、ＲＩ線源を注入されていない測定対象物１００を測定空間１２２に置き、較正用線源１１０を中心軸を中心にしてリング１２１面上で回転運動させて模擬的な平行光を生成する。この状態で、エミッション計測と同じ要領でトランスミッションデータＴ１（ｘ，ｙ，θ，ψ）を獲得する。この場合も、エミッション計測の場合と同様に、ｘ−ｙ−θ−ψメモリ１５０に投影データが蓄積される段階で、測定対象物１００の体動補償および感度補正が同時になされる。なお、エミッション計測（ステップＳ３）とトランスミッション計測（ステップＳ４）とは、何れが先に行われても構わない。
【００５５】
以上の計測が終了すると、ステップＳ５で、エミッション計測で得られたエミッションデータＥ１（ｘ，ｙ，θ，ψ）に基づいて、或いは、吸収補正をも行う場合には（５）式に従って得られた真の線和Ｐ１（ｘ，ｙ，θ，ψ）に基づいて、画像再構成部１６０によって再構成画像データが生成され、そして、画像表示部１７０に再構成画像が表示される。
【００５６】
本発明は、上述した３Ｄ−ＰＥＴに限定されるものではなく、他のタイプのＰＥＴにも適用可能である。
【００５７】
例えば、本発明は、多層のリングからなる２Ｄ−ＰＥＴや、１層リングからなる２Ｄ−ＰＥＴにも適用できる。多層のリングからなる２Ｄ−ＰＥＴは、実質的には、１層リングからなる２Ｄ−ＰＥＴが複数あるものと同様に考えることができるので、後者について説明する。この場合も、測定対象物が動くことは、リングが動くことと同等であり、特に、測定対象物がリング中心軸方向に動くことは、リングがその中心軸方向に動くことと同等である。したがって、測定対象物が固定されている場合には、その１断面しか測定できないのに対して、測定対象物が動く場合には、その体動の範囲内で、多数の断面の測定が可能となる。すなわち、模擬的な３Ｄ−ＰＥＴとも言える。但し、実際にはリングが１層であるので、３Ｄ−ＰＥＴに比べれば検出感度は低い。したがって、２Ｄ−ＰＥＴであっても、上記実施形態と同様にして、最初にブランク計測を行って感度データＢ（Ｉ，Ｊ）を獲得し更に累積加算データＣ（Ｉ，Ｊ）を生成し、その後にエミッション計測（およびトランスミッション計測）を行い、光子対を検出する度に、測定対象物の体動を補償して得られるｘ−ｙ−θ−ψメモリの番地に、光子対を検出した光子検出器対に対応する累積加算データＣ（Ｉ，Ｊ）を累積加算し、そして、ｘ−ｙ−θ−ψメモリに蓄積された投影データに基づいて画像再構成を行うことができる。
【００５８】
また、これまでは測定対象物が自由に動ける場合について説明したが、測定対象物の体動の自由度が制限されている場合、例えば、測定対象物がリング中心軸を中心とする回転のみが許されている場合でも、同様である。２Ｄ−ＰＥＴの場合について説明すると、感度データ生成部および累積加算データ生成部は、上記実施形態の場合と同様であり、体動測定部は、測定対象物の回転変位Δθを測定し、同時計数回路は、光子対を検出した光子検出器対を表す検出器識別信号対（Ｉ，Ｊ）を出力し、ｔ−θ変換部（座標変換手段）は、測定対象物の回転変位Δθを補償して検出器識別信号対（Ｉ，Ｊ）に対応する座標値（ｔ，θ）を出力し、ｔ−θメモリ（投影データ蓄積手段）は、ｔ−θ変換部から出力された座標値（ｔ，θ）に対応する番地に、累積加算データ生成部から出力された累積加算データを累積加算して、投影データを蓄積する。このようにして蓄積された投影データは、体動補正および感度補正の双方が既になされたものであるので、これに基づいて画像再構成することにより正確な再構成画像を得ることができる。
【００５９】
また、リングが回転運動やウォブリング運動などの運動を行う場合であっても、同様に適用可能である。この場合、リングに固定した体動測定部によって測定対象物の位置・方位を測定し、或いは、リングの回転位置および測定対象物の位置・方位の双方を測定し、これによって求められるリングと測定対象物との相対的な動きに基づいて、上記実施形態と同様にして体動補償と感度補正とを施した真の線和を求めることができる。
【００６０】
【発明の効果】
以上、詳細に説明したとおり、本発明に係るポジトロンＣＴ装置（ＰＥＴ）は、先ずブランク計測を行って、較正用線源回転手段によって回転させられた較正用線源から発生する光子対を検出して、リングを構成する多数の光子検出器に関する全ての光子検出器対それぞれについて求めた光子検出頻度に基づいて感度データを感度データ生成手段によって獲得する。続いてエミッション計測を行って、測定対象物から発生した光子対をリングで検出し、光子対を検出した光子検出器対を表す検出器識別信号対が同時計数回路から出力され、検出器識別信号対に対応する座標値が測定対象物の体動を補償されて座標変換手段から出力され、同時に、その検出器識別信号対に対応する感度データに反比例する累積加算データが累積加算データ生成手段から出力され、そして、座標変換手段から出力された座標値に対応する番地に、累積加算データ生成手段から出力された累積加算データが、投影データ蓄積手段によって累積加算される。そして、投影データ蓄積手段に蓄積された投影データに基づいて画像再構成が行われる。
【００６１】
以上のような構成とすることにより、測定中に測定対象物が固定されず動く場合であっても、投影データ蓄積手段に累積加算データを累積加算する段階で既に体動補正および感度補正の双方がなされているので、投影データ蓄積手段に蓄積された投影データに基づいて直ちに画像再構成処理を行って正確な再構成画像を得ることができる。したがって、アーティファクト発生のない正確な再構成画像を得ることができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】実施形態に係るＰＥＴのシステム構成図である。
【図２】実施形態に係るＰＥＴの検出部の断面図である。
【図３】実施形態に係るＰＥＴにおける計測のフローチャートである。
【図４】２Ｄ−ＰＥＴのシステム構成図である。
【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のシステム構成図である。
【図９】３Ｄ−ＰＥＴのリングの構成図である。
【図１０】エミッション計測の説明図である。
【図１１】ブランク計測の説明図である。
【図１２】トランスミッション計測の説明図である。
【符号の説明】
１００…測定対象物、１１０…較正用線源、１２０…検出部、１２１…リング、１２２…測定空間、１２３…体動測定部、１２４…遮蔽シールド、１３０…同時計数回路、１４０…ｘ−ｙ−θ−ψ変換部、１５０…ｘ−ｙ−θ−ψメモリ、１６０…画像再構成部、１７０…画像表示部、１８０…感度データ生成部、１９０…累積加算データ生成部。

Claims

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、
電子・陽電子対消滅に伴う光子対を発生させる較正用線源を前記測定空間で前記所定軸を中心にして前記リングに対して相対的に回転運動させる較正用線源回転手段と、
前記測定空間に置かれた測定対象物の前記リングに対する相対的な位置および方位に応じた位置方位データを出力する位置方位測定手段と、
前記光子検出信号を入力し、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同時計数回路と、
前記較正用線源回転手段によって回転運動している前記較正用線源から発生した光子対を前記リングで検出する度に、前記検出器識別信号が示す光子検出器対ごとに光子対検出事象を計数して光子対検出頻度を求め、前記光子対検出頻度に基づいて前記複数の光子検出器に関する全ての光子検出器対それぞれについての感度データを生成する感度データ生成手段と、
前記測定空間に前記測定対象物が置かれた状態で前記同時計数回路から出力された前記検出器識別信号が示す光子検出器対についての前記感度データの値に反比例する累積加算データを出力する累積加算データ生成手段と、
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データが示す前記相対的な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した座標値を出力する座標変換手段と、
前記座標変換手段から出力された前記座標値に対応する番地に、前記累積加算データ生成手段から出力された前記累積加算データを累積加算することによって、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蓄積された前記投影データに基づいて、前記測定対象物における電子・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。
前記累積加算データ生成手段は、前記複数の光子検出器に関する全ての光子検出器対それぞれについての前記累積加算データを予め記憶するとともに、入力した前記検出器識別信号が示す光子検出器対についての前記累積加算データを出力する、ことを特徴とする請求項１記載のポジトロンＣＴ装置。
測定空間を囲んで所定軸の周囲に配列された複数の光子検出器からなるリングによって、前記測定空間における電子・陽電子対消滅に伴って発生する光子対を検出し、電子・陽電子対消滅の発生頻度の空間分布を測定するポジトロンＣＴ装置の画像再構成方法であって、
電子・陽電子対消滅に伴う光子対を発生させる較正用線源を前記測定空間で前記所定軸を中心にして前記リングに対して相対的に回転運動させた状態で、前記較正用線源から発生した光子対を前記リングで検出する度に、前記較正用線源から発生した光子対を検出した光子検出器対ごとに光子対検出事象を計数して光子対検出頻度を求め、前記光子対検出頻度に基づいて前記複数の光子検出器に関する全ての光子検出器対それぞれについての感度データを生成する感度データ生成ステップと、
前記測定空間に前記較正用線源がない状態で、前記測定空間に置かれた測定対象物の前記リングに対する相対的な位置および方位を測定するとともに、前記測定対象物における電子・陽電子対消滅によって発生した光子対を前記リングで検出する度に、前記測定対象物における電子・陽電子対消滅によって発生した光子対を検出した光子検出器対を互いに結ぶ直線について前記相対的な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した座標値に対応する番地に、前記測定対象物における電子・陽電子対消滅によって発生した光子対を検出した光子検出器対についての前記感度データの値に反比例する累積加算データを累積加算することによって、投影データを蓄積する投影データ蓄積ステップと、
前記投影データ蓄積ステップで蓄積された前記投影データに基づいて、前記測定対象物における電子・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う画像再構成ステップと、
を備えることを特徴とするポジトロンＣＴ装置の画像再構成方法。
前記感度データ生成ステップと前記投影データ蓄積ステップとの間に、前記複数の光子検出器に関する全ての光子検出器対それぞれについての前記累積加算データを算出し記憶する累積加算データ生成ステップを更に備える、ことを特徴とする請求項３記載のポジトロンＣＴ装置の画像再構成方法。