JP3974966B2

JP3974966B2 - Positron CT system

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Publication number: JP3974966B2
Application number: JP780397A
Authority: JP
Inventors: 真介森
Original assignee: Hamamatsu Photonics KK
Current assignee: Hamamatsu Photonics KK
Priority date: 1997-01-20
Filing date: 1997-01-20
Publication date: 2007-09-12
Anticipated expiration: 2017-01-20
Also published as: JPH10206546A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、被写体に投入された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、その被写体内の物質分布を測定するポジトロン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 Emission Computed-Tomography ; 以下、「ＰＥＴ」という）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」という）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。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ＰＥＴの検出部は、リング状に配置された多数の光子検出器（以下、「リング」という）からなり、そのリング内の測定空間に、ＲＩ線源を注入あるいは吸入された人体などの被写体が置かれる。被写体内の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。そこで、リングを構成する光子検出器により検出された光子のうち、５１１ｋｅＶのエネルギを有する１対の光子を弁別し同時計数することにより、電子・陽電子対消滅がどの直線（以下、「同時計数ライン」という）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（投影データ）をメモリに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】
【発明が解決しようとする課題】
このようなＰＥＴにあっては、高解像度の再構成画像を得るために、リングを構成する光子検出器の個数を増やすことが望まれている。また、２次元タイプのＰＥＴ（２Ｄ−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、統計ノイズが大きく検出感度が低いという問題があることから、検出感度を向上させるために３次元タイプのＰＥＴ（３Ｄ−ＰＥＴ）が用いられるようになってきている。
【０００６】
このように、リングを構成する光子検出器の個数は増加傾向にあり、したがって、光子対を検出し得る光子検出対の組み合わせの数も増加傾向にあることから、単位時間当たりの同時計数が増加するとともに、蓄積すべき投影データも更に大量となり、メモリに蓄積された投影データを画像再構成部に転送する時間は更に長くなる。
【０００７】
さらに、被写体である人体やその他の動物に苦痛やストレスを与えることなく通常の生理状態を維持するために、被写体を固定せずに或程度の体動を許容して計測を行うフリー・ムービング計測が行われているが、このフリー・ムービング計測によっても、被写体から発生した光子対を検出し得る光子検出器対の組み合わせの数が増えるので、蓄積すべき投影データは増大し、画像再構成部への転送時間は長くなる。被写体の体動を許容する範囲が大きいほど、蓄積すべき投影データは増大する。
【０００８】
ところで、ＰＥＴによる計測には、１回の計測中の全ての投影データを同一の記憶領域へ収納するスタティック計測と、計測時間を複数のフレームに分割してフレーム毎の投影データをそれぞれ対応する記憶領域へ収納するダイナミック計測（多フレーム計測）とがあるが、最近では、例えば脳血流計測のような生体機能の時間的変化を測定する為にダイナミック計測が行われることが多い。このダイナミック計測においては、生体機能の時間的変化の様子をより詳しく観測したり計算誤差を減らしたりするために、フレーム時間を短縮化し、より短い時間間隔で計測を行うことが望まれている。しかしながら、上述のとおり、蓄積すべき投影データが大量であり、その大量の投影データをメモリから画像再構成部へ転送するのに長時間を要することから、フレーム時間の短縮化は困難である。
【０００９】
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、投影データを蓄積するメモリの容量を増やすことなく或いは減らして、高解像度の再構成画像を得ることができ、また、ダイナミック計測においてフレーム時間を短縮化することができるポジトロンＣＴ装置を提供することを目的とする。
【００１０】
【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個の光子検出器が測定空間を囲んで配列されたリングと、(2) 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する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同時計数回路と、(3) 測定空間に設定された極座標系による座標値に対する番地が粗密分布を有する対応関係に従って、検出器識別信号が示す光子検出器対を互いに結ぶ同時計数ラインについて極座標系で表現した座標値に対応する番地を出力する座標変換手段と、(4) 座標変換手段から出力された番地に一定値を累積加算して投影データを蓄積する投影データ蓄積手段と、(5) 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う画像再構成手段と、を備えることを特徴とする。
さらに、座標変換手段は、検出器識別信号が示す光子検出器対を互いに結ぶ同時計数ラインが測定空間内の所定領域を通過するか否かに応じて、同時計数ラインが所定領域を通過するときの座標値に対する番地の対応関係が、同時計数ラインが所定領域を通過しないときの座標値に対する番地の対応関係よりも密であり、この対応関係に従って座標値に対応する番地を一意的に決定して出力することを特徴とする。
【００１１】
このポジトロンＣＴ装置によれば、リングを構成する複数個の光子検出器のうちの何れかに光子が入射すると、その入射した光子の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、光子検出信号は同時計数回路に入力する。その光子検出信号に基づいて、同時計数回路により、測定空間における電子・陽電子対消滅によって発生する光子対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に基づいて、座標変換手段により、測定空間に設定された極座標系による座標値に対する番地の所定の対応関係に従って、検出器識別信号が示す光子検出器対を互いに結ぶ同時計数ラインについてその極座標系で表現した座標値に対応する番地が出力される。そして、投影データ蓄積手段により、座標変換手段から出力された番地に一定値が累積加算されて投影データが蓄積され、この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、画像再構成手段により、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再構成画像が得られる。
【００１２】
ここで、座標変換手段において、測定空間に設定された極座標系による座標値に対する番地の対応関係が粗密分布を有するものとしたので、全ての座標値に対する番地の対応関係が一様に密である場合と比較して、投影データ蓄積手段により蓄積され画像再構成手段に転送されるべき投影データの量は少ない。また、画像再構成手段により得られる再構成画像のうち、当該対応関係が密な投影データ蓄積領域に蓄積された投影データに基づく部分は高解像度のものが得られる。
【００１３】
また、さらに、画像再構成手段により画像再構成された空間分布の画像に基づいて散乱補正を行う散乱補正手段を更に備えることを特徴とすることとしてもよい。この場合、画像再構成手段により得られた再構成画像は、散乱補正手段により散乱補正がなされて高Ｓ／Ｎ比のものとなる。
【００１４】
また、さらに、測定空間に置かれた被写体の輪郭を検出する輪郭検出手段を更に備え、座標変換手段は、輪郭検出手段により検出された輪郭に基づいて粗密分布を有する、ことを特徴とすることとしてもよい。この場合、測定空間に置かれた被写体の輪郭は輪郭検出手段により検出され、座標変換手段により、この輪郭に基づいて同時計数ラインの測定空間内における通過領域に応じた粗密分布を有する対応関係に従って、投影データ蓄積手段の所定数の投影データ蓄積領域の何れかに一定値が累積加算される。
【００１５】
また、さらに、座標変換手段は、粗密分布に関して自在に設定可能であることを特徴とすることとしてもよい。この場合、測定空間に置かれる被写体や注目領域に応じて、同時計数ラインを表す座標値に対する番地の対応関係が座標変換手段で適切に設定される。
【００１７】
また、さらに、座標変換手段は、測定空間内に置かれた被写体が占める領域または被写体内の注目領域の何れかを所定領域とすることを特徴とすることとしてもよい。この場合、再構成画像のうち被写体が占める領域または被写体内の注目領域について高解像度のものが得られる。
【００１８】
また、さらに、座標変換手段は、測定空間内に置かれた被写体が占める領域または被写体内の注目領域の何れかの周辺に一定幅領域を加えた領域を所定領域とすることを特徴とすることとしてもよい。この場合、再構成画像のうち被写体が占める領域または被写体内の注目領域の全領域について高解像度のものが得られる。
【００１９】
また、さらに、座標変換手段は、測定空間内に置かれた被写体が占める領域または被写体内の注目領域の何れかを含む球形状の領域を所定領域とすることを特徴とすることとしてもよい。この場合、座標変換手段において座標値から番地への変換が容易になる。
【００２０】
また、さらに、座標変換手段は、対応関係の粗密が所定領域の境界においてステップ的に変化することを特徴とすることとしてもよいし、対応関係の粗密が所定領域の中心部付近から測定空間の周辺部に亘って次第に変化することを特徴とすることとしてもよいし、対応関係の粗密が所定領域の境界周辺の一定幅領域において次第に変化することを特徴とすることとしてもよい。これら何れの場合も座標変換手段おいて座標値から番地へ好適に変換される。
【００２１】
【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。
【００２２】
初めに、本発明に係る実施形態を説明する前に、再構成画像のＳ／Ｎ比劣化の１要因となる散乱同時計数および散乱補正について説明する。
【００２３】
散乱同時計数とは、電子・陽電子対消滅事象により放出され一方または双方が散乱された光子対（散乱線）が１対の光子検出器により同時検出される現象である。この散乱同時計数の現象は、電子・陽電子対消滅位置について誤った情報を与えることになるので、除去することが必要である。２Ｄ−ＰＥＴの場合には、スライス間コリメータが散乱線の検出を或程度除去していたが、３Ｄ−ＰＥＴの場合では、スライス間コリメータが取り外されるので、検出される散乱線が２Ｄ−ＰＥＴの場合に比べて１０倍以上多く、他の方法で散乱同時計数を除去する必要がある。
【００２４】
スライス間コリメータに依らずに散乱同時計数を除去する方法として、光子が当初持っていたエネルギ（５１１ｋｅＶ）が散乱により減少することを利用して、散乱されておらず５１１ｋｅＶのエネルギを有する光子対をエネルギ弁別することで、散乱同時計数を除去することが考えられる。しかし、この方法では、散乱同時計数を或程度除去することができるものの、完全に除去することはできない。
【００２５】
また、散乱補正を行う方法も考えられる。図１４は、散乱同時計数の説明図である。図１４（ａ）は、被写体１０およびリング２０とともに、測定空間１１に設定された極座標系における或θ’方向の投影データ（エミッション・データＥ（ｔ，θ’））の分布をも示しており、図１４（ｂ）は、ｔ−θメモリ６０に蓄積される投影データ（エミッション・データＥ（ｔ，θ））の分布を模式的に示している。この図１４（ａ）に示すように、リング２０内の測定空間１１にＲＩ線源が投与された被写体１０を置いてエミッション計測を行って蓄積された投影データのうち、被写体１０が占める領域を通過する同時計数ラインについての投影データ（図１４（ａ）中の投影データ分布の範囲Ａ）には、真の同時計数に加えて散乱同時計数が蓄積され、被写体１０が占める領域を通過しない同時計数ラインについての投影データ（図１４（ａ）中の投影データ分布の範囲Ｂ）には、散乱同時計数のみが蓄積される。
【００２６】
すなわち、同時検出された全ての同時計数ラインについてその方位θおよび原点からの距離ｔの値ごとに投影データを蓄積するｔ−θメモリ６０の投影データ蓄積領域は、図１４（ｂ）に示すように、被写体１０が占める領域を通過する同時計数ラインについての投影データが記憶されている領域（図１４（ｂ）中の投影データの領域Ａ）と、被写体１０が占める領域を通過しない同時計数ラインについての投影データが記憶されている領域（図１４（ｂ）中の投影データの領域Ｂ）とに、分けることができる。散乱補正は、以上のことを利用して、被写体１０が占める領域を通過しない同時計数ラインについての投影データに基づいて全体の投影データに含まれる散乱データを推定し、その推定された散乱データを全体の投影データから差し引くことで、真の同時計数に係る投影データを求めるものである。
【００２７】
この散乱補正において重要となるのは、被写体１０が占める領域を通過しない同時計数ラインについての投影データに基づいて、全体の投影データに含まれる散乱データを精度良く推定することである。この推定手法としては、物理法則に基づく解析法、実測レスポンスに基づく解析法、単純な直線近似による方法、および、これらの折衷的な方法がある。何れの推定手法を採用するにしても、散乱補正の成否は、被写体が占める領域を通過しない同時計数ラインについての投影データの量と質とに依存している。
【００２８】
なお、リングを構成する光子検出器が検出する測定空間内の領域を、被写体が占める領域およびその周辺の限られた領域に限定して、投影データを蓄積するメモリの容量を低減する技術が知られている（特開昭５８−６４９９号公報、特開平２−８７０９２号公報）。しかし、この技術では、被写体が占める領域を通過しない同時計数ラインについての投影データに基づいて全体の投影データに含まれる散乱データを推定することができないか、あるいは、その推定精度が悪く、それ故に散乱同時計数を除去することができない。
【００２９】
以上のように、被写体が占める領域を通過しない同時計数ラインについての投影データは、散乱補正を行うには必要不可欠なものである。したがって、測定空間に置かれた被写体が占める領域を通過する同時計数ラインについての投影データだけでなく、被写体が占める領域を通過しない同時計数ラインについての投影データをも、蓄積しなければならない。
【００３０】
ところが、被写体における電子・陽電子対消滅発生分布を高解像度で測定しようとするＰＥＴであっても、被写体が占める領域を通過する同時計数ラインについての投影データのサンプリング密度と比べて、被写体が占める領域を通過しない同時計数ラインについての投影データのサンプリング密度は、同程度に密である必要はなく、粗であっても構わない。何故なら、複雑な工程で散乱された光子についての投影データには統計雑音が重畳されているため、これを高密度でサンプリングしても無意味であり、また、統計雑音がないものとすれば散乱データは空間的に滑らかに変化するものであるからである。さらに、被写体が占める領域内であっても、その被写体のうちの注目領域（例えば、視覚刺激による脳賦活実験の際における視覚野）を通過する同時計数ラインについての投影データのサンプリング密度と比べて、注目領域を通過しない同時計数ラインについての投影データのサンプリング密度は、同程度に密である必要はなく、粗であっても構わない。
【００３１】
本発明は、このような考察に基づいてなされたものであり、被写体が占める領域を通過しない同時計数ラインについても投影データを散乱補正のために蓄積しながらも、メモリの容量を増やすことなく或いは減らして、被写体または注目領域について高Ｓ／Ｎ比で高解像度の再構成画像を得ることができるポジトロンＣＴ装置を提供するものである。
【００３２】
（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の実施形態に係るポジトロンＣＴ装置の構成図である。
【００３３】
本実施形態に係るＰＥＴは２Ｄ−ＰＥＴであって、この図では、スライス間コリメータにより互いに隔てられているリングの１層分をリング２０として表している。このリング２０は、被写体１０が置かれる測定空間１１を内部に含み、入射した光子を検出する多数の光子検出器Ｄ_k （k=1,2,3,…,n）が中心軸の周囲にリング状に配列されており、これらの光子検出器は、測定空間１１の方向に受光面が向けられて、測定空間１１から飛来して入射した光子を検出する。これら光子検出器Ｄ_k （k=1,2,3,…,n）それぞれと同時計数回路３０との間には信号線が設けられおり、光子を検出した光子検出器から同時計数回路３０へ、その検出された光子のエネルギに応じた光子検出信号が送られる。
【００３４】
光子検出器Ｄ_k （k=1,2,3,…,n）それぞれから出力された光子検出信号を入力する同時計数回路３０は、リング２０内の２つの光子検出器Ｄ_i およびＤ_j 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エネルギ弁別して認識し、その時のこれら２つの光子検出器Ｄ_i およびＤ_j それぞれを示す検出器識別信号ＩおよびＪを出力する。
【００３５】
同時計数回路３０から出力された検出器識別信号対（Ｉ，Ｊ）を入力するｔ−θ変換部（座標変換手段）４０は、検出器識別信号対（Ｉ，Ｊ）が示す光子対を検出した２つの光子検出器Ｄ_i およびＤ_j を互いに結ぶ同時計数ラインについて、測定空間１１内に設定されたｔ−θ極座標系で表した座標値（Ｔ，θ’）に変換し、さらに、この座標値（Ｔ，θ’）を所定の対応関係に従って、後述するｔ−θメモリ６０上の番地に変換し、その番地を出力する。ここで、Ｔは、この同時計数ラインとｔ−θ極座標系の原点との間の距離を表し、θ’は、この同時計数ラインの方位を表すものである。
【００３６】
このｔ−θ変換部４０における座標値から番地への変換は、以下のような判定に基づいて行われる。すなわち、ｔ−θ変換部４０は、座標値（Ｔ，θ’）が表す同時計数ラインが測定空間１１内において通過する領域を判定する。例えば、測定空間１１内に置かれた被写体１０をその同時計数ラインが通過するか否かを判定する。あるいは、被写体１０のうちの注目領域（例えば、人の頭部を被写体１０として視覚刺激による脳賦活実験の際における視覚野）をその同時計数ラインが通過するか否かを判定してもよい。ｔ−θ変換部４０は、検出器識別信号対（Ｉ，Ｊ）に基づいて通過領域を判定してもよい。なお、ｔ−θ変換部４０は、同時計数ラインが被写体１０を通過するか否かを判定するに際して、被写体１０の輪郭を予め検出し記憶しておく必要があるが、その具体的な方法については後述する。
【００３７】
そして、ｔ−θ変換部４０は、座標値に対する番地の対応関係（サンプリング密度）について粗密分布を有していて、被写体１０が占める領域を同時計数ラインが通過すると判定した場合におけるサンプリング密度が、そうでない場合におけるサンプリング密度よりも密、すなわち、ｔ−θ平面上の単位面積当たりの番地の数が多い。このサンプリング密度における粗密差は、ｔ座標およびθ座標の双方について設けられてもよいし、これらのうちの何れか一方について設けられてもよい。
【００３８】
投影データを蓄積するｔ−θメモリ（投影データ蓄積手段）６０は、ｔ−θ変換部４０から出力された番地に一定値を累積加算して、測定空間１１で発生した光子対についての投影データを蓄積するものである。このｔ−θメモリ６０の投影データ蓄積領域は、２以上（本実施形態では２つ）の投影データ蓄積領域６０Ａと６０Ｂとに分けることができる。なお、図１に示すｔ−θメモリ６０では、投影データ蓄積領域６０Ａおよび６０Ｂそれぞれについてｔ−θ平面上における投影データの分布を模式的に示している。
【００３９】
一方の投影データ蓄積領域６０Ａは、測定空間１１内の所定領域（被写体１０が占める領域、或いは、被写体１０内の注目領域）を通過する同時計数ラインについて、ｔ−θ変換部４０から出力された番地に一定値を累積加算して投影データＥ_A を蓄積する。他方の投影データ蓄積領域６０Ｂは、その所定領域を通過しない同時計数ラインについて、ｔ−θ変換部４０から出力された番地に一定値を累積加算して投影データＥ_B を蓄積する。
【００４０】
したがって、投影データ蓄積領域６０Ａには、測定空間１１内の所定領域における電子・陽電子対消滅に伴って発生した光子対の真の同時計数および散乱同時計数に関する投影データＥ_A が高いサンプリング密度で蓄積される。一方、投影データ蓄積領域６０Ｂには、散乱同時計数に関する投影データＥ_B が低いサンプリング密度で蓄積される。
【００４１】
このｔ−θメモリ６０の投影データ蓄積領域６０Ａおよび６０Ｂそれぞれに蓄積された投影データＥ_A およびＥ_B は、画像再構成部（例えば、ホストコンピュータ）７０に転送される。ここで、ｔ−θメモリ６０から画像再構成部７０へ転送される投影データは、測定空間１１内の所定領域を通過する同時計数ラインについて投影データ蓄積領域６０Ａに蓄積された投影データＥ_A 、および、測定空間１１内のその所定領域を通過しない同時計数ラインについて投影データ蓄積領域６０Ｂに蓄積された投影データＥ_B である。前者の投影データＥ_A は、高サンプリング密度ではあるがｔ−θ平面内の狭い領域のものであり、後者の投影データＥ_B は、低サンプリング密度で蓄積されたものである。
【００４２】
そして、画像再構成部７０は、ｔ−θメモリ６０から転送された投影データＥ_A およびＥ_B に基づいて、測定空間１１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。すなわち、投影データＥ_A のサンプリング密度と同一のサンプリング密度となるように投影データＥ_B を補間し、この補間された投影データＥ_B と投影データＥ_A とに基づいて画像再構成をする。画像表示部８０は、画像再構成部７０により再構成された画像を表示する。
【００４３】
本実施形態に係るＰＥＴは以下のように作用する。すなわち、ＲＩ線源が投与された被写体１０がリング２０内の測定空間１１に置かれると、その被写体１０内部で電子・陽電子対消滅に伴って光子対が放出される。その光子対のうちリング面に沿って飛行した光子対が、リング２０を構成する多数の光子検出器Ｄ_k （k=1,2,3,…,n）のうちの何れか２つの光子検出器Ｄ_i およびＤ_j により検出されると、光子を検出した旨を示す光子検出信号が、その２つの光子検出器Ｄ_i およびＤ_j それぞれから出力され、同時計数回路３０に入力する。これら光子検出信号を入力する同時計数回路３０により、所定のエネルギ（５１１ｋｅＶ）を有する光子対が同時に検出されたものであるか否かが判定され、同時計数であると判定された場合には、その光子対を検出した２つの光子検出器Ｄ_i およびＤ_j それぞれを示す検出器識別信号対（Ｉ，Ｊ）が出力される。
【００４４】
そして、この検出器識別信号対（Ｉ，Ｊ）は、ｔ−θ変換部４０により、検出器識別信号対（Ｉ，Ｊ）が示す同時計数ラインについて測定空間１１内に設定されたｔ−θ極座標系で表した座標値（Ｔ，θ’）に変換され、さらに、この座標値（Ｔ，θ’）に対応する番地に変換され、この番地がｔ−θ変換部４０から出力される。この座標値から番地への変換に際して、光子対を検出した２つの光子検出器Ｄ_i およびＤ_j を互いに結ぶ同時計数ラインが被写体１０を通過するものである場合には高サンプリング密度で対応する番地に変換され、そうでない場合には低サンプリング密度で対応する番地に変換される。
【００４５】
このｔ−θ変換部４０から出力された番地はｔ−θメモリ６０に入力して、ｔ−θメモリ６０のその番地に一定値が累積加算される。ここで、もし、同時計数ラインが被写体１０を通過するものである場合には、ｔ−θメモリ６０の投影データ蓄積領域６０Ａのその番地に一定値が累積加算されて投影データＥ_A が蓄積される。逆に、同時計数ラインが被写体１０を通過しないものである場合には、ｔ−θメモリ６０の投影データ蓄積領域６０Ｂのその番地に一定値が累積加算されて投影データＥ_B が蓄積される。
【００４６】
このｔ−θメモリ６０の投影データ蓄積領域６０Ａおよび６０Ｂそれぞれに蓄積された投影データＥ_A およびＥ_B は、画像再構成部７０に転送され、この転送された投影データＥ_A およびＥ_B に基づいて、この画像再構成部７０により、測定空間１１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画像再構成される。そして、その再構成画像は、画像表示部８０により表示される。
【００４７】
次に、画像再構成部７０により再構成された画像に基づいてなされる散乱補正について説明する。この散乱補正における演算処理は、例えば、画像再構成をも行うホストコンピュータにより行われる処理である。図２は、散乱補正のフローチャートである。
【００４８】
先ず、ステップＳ１で、点応答関数を獲得する。この点応答関数は以下のようにして求める。すなわち、被写体１０と略同一形状の容器の中に水を満たしたものを、測定空間１１内の被写体１０が置かれるべき位置に置き、また、ＲＩ線源をリング２０の中心位置に置いて、被写体１０を測定するときと同様に測定してｔ−θメモリ６０に投影データを蓄積する。このとき、ｔ−θ変換部４０は、ｔ−θメモリ６０の全領域に亘って一定のサンプリング密度で投影データを蓄積させる。そして、この投影データに基づいて再構成画像部７０により画像再構成する。このようにして得られた再構成画像を点応答関数という。
【００４９】
ステップＳ１に続くステップＳ２では、この点応答関数と画像再構成部７０により得られた再構成画像Ｇ０とのコンボリューションを計算し、ステップＳ３では、ステップＳ２で得られたコンボリューション結果に基づいて投影データＥ１を逆算して求め、ステップＳ４では、実投影データＥ０（画像再構成部７０により補間された投影データＥ_B および投影データＥ_A ）から、ステップＳ３で得られた投影データＥ１を減算する。このステップＳ４における減算の結果として得られるものは、散乱データを含まない真の投影データに誤差が加えられたものである。
【００５０】
ステップＳ４に続くステップＳ５では、ステップＳ４の減算結果である投影データに基づいて画像再構成して再構成画像Ｇ１を算出し、ステップＳ６では、ステップＳ５で得られた再構成画像Ｇ１と再構成画像Ｇ０との誤差を、被写体１０が占める領域以外の領域において求める。そして、ステップＳ７では、この誤差が基準値ε未満であるか否かを判定する。誤差が基準値ε未満であると判定された場合には散乱補正の処理は終了し、そうでない場合には、ステップＳ８に進む。ステップＳ８では、ステップＳ５で算出された再構成画像Ｇ１を新たに再構成画像Ｇ０とし、再びステップＳ２に戻る。
【００５１】
このように、ステップＳ２乃至Ｓ８からなるループ処理は、誤差が基準値ε未満になるまで繰り返される。ただし、このループ処理における２回目以降の処理においては、ステップＳ２およびＳ６それぞれで参照される再構成画像Ｇ０は、その前の処理におけるステップＳ５で算出された再構成画像Ｇ１である。そして、ステップＳ７で誤差が基準値ε未満であると判定されて散乱補正の処理が終了した時点において、再構成画像Ｇ０（或いはＧ１）は、散乱データが除去された真の投影データに基づいて画像再構成されたものとなる。この散乱補正がなされた再構成画像も画像表示部８０に表示される。
【００５２】
なお、再構成画像のＳ／Ｎ比を劣化させる要因として、上述した散乱同時計数の他に、被写体１０における光子吸収や、リング２０を構成する多数の光子検出器間の感度の不均一がある。したがって、散乱補正に加えて、トランスミッション計測やブランク測定を行って吸収補正および感度補正を行うのも好適である。
【００５３】
次に、被写体１０の輪郭検出の方法について説明する。被写体１０の輪郭を検出する方法として、光学式３Ｄスキャナを利用するのも好適である。また、トランスミッション計測で得られるトランスミッション・データを利用して被写体１０の輪郭を検出する方法も好適である。以下では後者について説明する。図３は、トランスミッション・データを利用した被写体１０の輪郭の検出方法の説明図である。図３（ａ）は、被写体１０、校正用ＲＩ線源１２およびリング２０とともに、測定空間１１に設定された極座標系における或θ’方向の投影データ（トランスミッション・データＴ（ｔ，θ’））の分布をも示しており、図３（ｂ）は、ｔ−θメモリ６０に蓄積される投影データ（トランスミッション・データＴ（ｔ，θ））の分布を模式的に示している。
【００５４】
トランスミッション計測とは、エミッション計測（ＲＩ線源を投与された被写体１０から発生する光子対の測定）時と同じ位置にＲＩ線源が投与されていない被写体１０を置き、リング２０の中心軸を中心として被写体１０の周囲で校正用ＲＩ線源１２を回転させて行う計測を言う。また、トランスミッション・データとは、このトランスミッション計測によりｔ−θメモリ６０に蓄積された投影データを言い、被写体１０における光子吸収を補正する際に用いられるデータである。
【００５５】
このトランスミッション・データは、この図に示すように、被写体１０が占める領域を通過しない同時計数ラインについての投影データ（図３中の範囲Ｂ）は、被写体１０が占める領域を通過する同時計数ラインについての投影データ（図３中の範囲Ａ）と比較して、値が大きく且つ略一様である。したがって、このことを利用して被写体１０の輪郭を検出することができる。ｔ−θ変換部４０は、このようにして求められた被写体１０の輪郭をθ値を変数とする関数ｔ_s(θ) およびｔ_e(θ) として記憶し、さらに、この関数に基づいて座標値から番地への変換テーブルを用意しておく。
【００５６】
以上のように、本実施形態に係るＰＥＴにおいては、被写体１０が占める領域を通過しない同時計数ラインについては低サンプリング密度で投影データを蓄積することにしたので、ｔ−θメモリ６０から画像再構成部７０へ転送されるべき投影データの量は少なく、したがって、転送時間も短い。例えば、被写体１０の径が測定空間１１の径に対して１／３であり、投影データ蓄積領域６０Ａのサンプリング密度が従来と同等であり、また、投影データ蓄積領域６０Ｂのサンプリング密度が投影データ蓄積領域６０Ａのサンプリング密度に対して１／１６であると仮定すれば、本実施形態に係るＰＥＴにおいて転送されるべき投影データの量および転送時間は、従来のＰＥＴの場合と比較して、
1/3 ＋ 1/16・(1−1/3) ＝３／８ … (1)
になる。また、リング構成が多層であって且つ被写体１０が小さい場合（例えば被写体１０がラット等の小型動物である場合）には、被写体１０の径が測定空間１１の径に対して更に小さくなるだけでなく、リングの端の層ほど投影データ蓄積領域６０Ａにより高サンプリング密度で蓄積されるべき投影データの量を少なくすることができるので、更に、転送すべき投影データ量は減少し、転送時間は短縮される。
【００５７】
また、本実施形態に係るＰＥＴにおいては、被写体１０が占める領域を通過しない同時計数ラインについても投影データを蓄積することにしたので、散乱補正を精度よく行うこともできる。したがって、本実施形態に係るＰＥＴにおいても、従来のＰＥＴの如く全てのｔ−θ平面上で高サンプリング密度で投影データを蓄積する場合に得られる再構成画像と同等の高分解能の再構成画像が得られる。
【００５８】
次に、ｔ−θ変換部４０における座標値に対する番地の対応関係（サンプリング密度）について好適な例について図４乃至図１０を参照して以下に説明する。なお、これらの図それぞれは、リング２０および被写体１０のスライス面による切断面、ならびに、互いに９０度をなす２方位θそれぞれについてのサンプリング密度分布を示しているが、各θ方位それぞれについても同様である。
【００５９】
図４に示すサンプリング密度分布は、各θ値それぞれについて、被写体１０が占める領域を同時計数ラインが通過する場合におけるｔ値（ｔ_s(θ)＜ｔ＜ｔ_e(θ)）に対しては密であり、そうでない場合には粗である。ｔ−θ変換部４０は、被写体１０の輪郭に基づいて、座標値に対する番地の対応関係を用意しておく。
【００６０】
図５に示すサンプリング密度分布は、各θ値それぞれについて、被写体１０が占める領域に一定幅Δｔの領域を加えた領域を同時計数ラインが通過する場合におけるｔ値（ｔ_s(θ)−Δｔ＜ｔ＜ｔ_e(θ)＋Δｔ）に対しては密であり、そうでない場合には粗である。ｔ−θ変換部４０は、被写体１０の輪郭を一定幅Δｔだけ拡張した領域に基づいて、座標値に対する番地の対応関係を用意しておく。
【００６１】
図６に示すサンプリング密度分布は、各θ値それぞれについて、被写体１０が占める領域を同時計数ラインが通過する場合におけるｔ値（ｔ_s(θ)＜ｔ＜ｔ_e(θ)）に対しては密であり、被写体１０が占める領域に一定幅Δｔの領域を加えた領域を同時計数ラインが通過しない場合におけるｔ値（ｔ＜ｔ_s(θ)−Δｔ、ｔ_e(θ)＋Δｔ＜ｔ）に対しては粗であり、それ以外の領域を同時計数ラインが通過する場合におけるｔ値（ｔ_s(θ)−Δｔ＜ｔ＜ｔ_s(θ)、ｔ_e(θ)＜ｔ＜ｔ_e(θ)＋Δｔ）においては漸減・漸増している。ｔ−θ変換部４０は、被写体１０の輪郭およびこれを拡張した領域に基づいて、座標値に対する番地の対応関係を用意しておく。
【００６２】
図７に示すサンプリング密度分布は、各θ値それぞれについて、被写体１０が占める領域を同時計数ラインが通過する場合におけるｔ値（ｔ_s(θ)＜ｔ＜ｔ_e(θ)）に対しては密であり、この領域から遠ざかるに従い次第に粗になっていく。ｔ−θ変換部４０は、被写体１０の輪郭およびこの輪郭からの距離に基づいて、座標値に対する番地の対応関係を用意しておく。
【００６３】
これら図５乃至図７に示したサンプリング密度に従って投影データを蓄積する場合、被写体の全体に亘って高解像度の再構成画像が得られる。すなわち、再構成画像における高解像度領域および低解像度領域は、同時計数ラインのサンプリング密度の粗密の境界で急に変化するものではなく、その境界の両側の一定幅領域に亘って次第に変化するものである。したがって、投影データを高サンプリング密度で蓄積する範囲を、被写体が占める領域に加えて周辺に一定幅だけ拡げたものとし、この拡げられた領域を通過する同時計数ラインについて高サンプリング密度で蓄積した投影データに基づいて画像再構成すれば、被写体の全体に亘って高解像度の再構成画像が得られる。
【００６４】
以上に述べた図４乃至図７は、被写体１０に注目してサンプリング密度分布の好適な例を示したが、被写体（例えば頭部）１０内の一部の領域である注目領域（例えば視覚野）に注目した場合のサンプリング密度分布についても同様である。例えば、図８に示すサンプリング密度分布は、図４に示したものに対応するものであり、各θ値それぞれについて、被写体１０中の注目領域１０Ａを同時計数ラインが通過する場合におけるｔ値に対しては密であり、そうでない場合には粗である。しかし、被写体１０内の注目領域に注目した場合のサンプリング密度分布については、図９および図１０に示すように他にも好適例がある。
【００６５】
図９に示すサンプリング密度分布は、各θ値それぞれについて、注目領域１０Ａを同時計数ラインが通過する場合におけるｔ値（ｔ_s1(θ)＜ｔ＜ｔ_e1(θ)）に対しては密であり、被写体１０が占める領域を同時計数ラインが通過しない場合におけるｔ値（ｔ＜ｔ_s2(θ)、ｔ_e2(θ)＜ｔ）に対しては粗であり、注目領域１０Ａを同時計数ラインが通過しないが被写体１０を通過する場合におけるｔ値（ｔ_s2(θ)＜ｔ＜ｔ_s1(θ)、ｔ_e1(θ)＜ｔ＜ｔ_e2(θ)）に対しては中間密度である。また、図１０に示すサンプリング密度分布は、各θ値それぞれについて、注目領域１０Ａを同時計数ラインが通過しないが被写体１０を通過する場合におけるｔ値（ｔ_s2(θ)＜ｔ＜ｔ_s1(θ)、ｔ_e1(θ)＜ｔ＜ｔ_e2(θ)）に対しては漸増・漸減している。なお、関数ｔ_s1(θ)およびｔ_e1(θ)は注目領域１０Ａの輪郭線を、関数ｔ_s2(θ)およびｔ_e2(θ)は被写体１０の輪郭線を、それぞれ表す。
【００６６】
これら図９および図１０の何れの場合も、ｔ−θ変換部４０は、被写体１０および注目領域１０Ａそれぞれの輪郭に基づいて、座標値に対する番地の対応関係を用意しておく。なお、注目領域１０Ａは、被写体１０の内部に存在するものであって、その輪郭を検出することはできないが、例えばＰＥＴを用いて検査として脳賦活実験を行う場合には、被写体（頭部）１０内のどの領域が賦活化されるか予め判っているので問題はない。
【００６７】
以上述べた何れのサンプリング密度分布でも、被写体１０（または注目領域１０Ａ）を通過する同時計数ラインについては高サンプリング密度で投影データを蓄積するので、画像再構成部７０により得られる再構成画像は、被写体１０（または注目領域１０Ａ）については高解像度のものである。ただし、図９または図１０に示したサンプリング密度分布に従って蓄積された投影データに基づいて得られる再構成画像は、注目領域１０Ａについては高解像度であり、注目領域１０Ａ以外の被写体１０の領域については中解像度であり、被写体１０以外の領域については低解像度である。一方、被写体１０が占める領域を通過しない同時計数ラインについては低サンプリング密度で投影データを蓄積するので、一様に密に蓄積する従来のＰＥＴと比較して、投影データ量は少なく、ｔ−θメモリ６０の容量は少なくて済み、また、ｔ−θメモリ６０から画像再構成部７０へ投影データを転送する際に要する時間は短い。さらに、被写体１０（または注目領域１０Ａ）が占める領域を通過しない同時計数ラインについて蓄積された投影データに基づいて散乱補正を行うことで、高Ｓ／Ｎ比の再構成画像が得られる。
【００６８】
（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１１は、第２の実施形態に係るポジトロンＣＴ装置の構成図である。本実施形態に係るＰＥＴは、第１の実施形態に係るＰＥＴと比較して、ｔ−θ変換部４０およびｔ−θメモリ６０それぞれに替えて、ｔ−θ変換部４１およびｔ−θメモリ６１それぞれが設けられている点で異なる。
【００６９】
このｔ−θ変換部４１は、第１の実施形態におけるｔ−θ変換部４０と同様に、同時計数回路３０から出力された検出器識別信号対（Ｉ，Ｊ）を入力し、この検出器識別信号対（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同時計数ラインについて、測定空間１１内に設定されたｔ−θ極座標系で表した座標値（Ｔ，θ’）に変換し、さらに、この座標値（Ｔ，θ’）を所定の対応関係に従ってｔ−θメモリ６１上の番地に変換し、その番地を出力する。ただし、本実施形態においては、ｔ−θ変換部４１における座標値に対する番地の対応関係（サンプリング密度）は、座標値（Ｔ，θ’）のうちのＴ値が
ｔ_min ≦ Ｔ ≦ ｔ_max … (2)
なる関係式を満たすものである場合には、そうでない場合に比べて密、すなわち、ｔ−θ平面上の単位面積当たりの番地の数が多い。このサンプリング密度における粗密差は、ｔ座標およびθ座標の双方について設けられてもよいし、これらのうちの何れか一方について設けられてもよい。
【００７０】
ここで、ｔ_min 値およびｔ_max 値は、双方ともθ値に依存しない一定値であって、被写体１０が占める領域を通過する同時計数ラインについてｔ−θ変換部４１により得られるＴ値が必ず（２）式を満たすように定められた値である。すなわち、このｔ_min 値およびｔ_max 値それぞれは、被写体１０のｔ−θ平面上で表された輪郭に基づいて、その輪郭線のｔ座標値の最小値（或いは、それ以下）および最大値（或いは、それ以上）それぞれとして定められる。このことは、被写体１０が占める領域を含む球形状の領域を同時計数ラインが通過するか否かに応じて、サンプリング密度が異なることを意味している。
【００７１】
また、投影データを蓄積するｔ−θメモリ（投影データ蓄積手段）６１は、ｔ−θ変換部４１から出力された番地に一定値を累積加算して、測定空間１１で発生した光子対についての投影データを蓄積するものである。このｔ−θメモリ６１の投影データ蓄積領域は、２以上（本実施形態でも２つ）の投影データ蓄積領域６１Ａと６１Ｂとに分けることができる。なお、図１１に示すｔ−θメモリ６１でも、投影データ蓄積領域６１Ａおよび６１Ｂそれぞれについてｔ−θ平面上における投影データの分布を模式的に示している。
【００７２】
一方の投影データ蓄積領域６１Ａは、（２）式を満たす同時計数ラインについて、ｔ−θ変換部４０から出力された番地に一定値を累積加算して投影データＥ_A を蓄積する。他方の投影データ蓄積領域６１Ｂは、（２）式を満たさない同時計数ラインについて、ｔ−θ変換部４０から出力された番地に一定値を累積加算して投影データＥ_B を蓄積する。
【００７３】
したがって、本実施形態に係るＰＥＴでも、投影データ蓄積領域６１Ａには、測定空間１１内の所定領域における電子・陽電子対消滅に伴って発生した光子対の真の同時計数および散乱同時計数に関する投影データＥ_A が高いサンプリング密度で蓄積される。一方、投影データ蓄積領域６１Ｂには、散乱同時計数に関する投影データＥ_B が低いサンプリング密度で蓄積される。
【００７４】
本実施形態に係るＰＥＴの作用は、第１の実施形態の場合と略同様である。ただし、第１の実施形態では、同時計数回路３０から出力された検出器識別信号対（Ｉ，Ｊ）により表される同時計数ラインが被写体１０を通過するか否かに応じたサンプリング密度で、ｔ−θメモリ６０の２つの投影データ蓄積領域６０Ａおよび６０Ｂの何れかに一定値が累積加算されて投影データが蓄積されるのに対し、本実施形態では、同時計数ラインをｔ−θ極座標系で表した座標値（Ｔ，θ’）のうちのＴ値が（２）式を満たすか否かに応じたサンプリング密度で、ｔ−θメモリ６１の２つの投影データ蓄積領域６１Ａおよび６１Ｂの何れかに一定値が累積加算されて投影データが蓄積される点で異なる。
【００７５】
したがって、本実施形態でも、従来のＰＥＴに比べて、ｔ−θメモリ６１に蓄積される投影データの量は少なく、ｔ−θメモリ６１の容量は少なくて済み、また、ｔ−θメモリ６１から画像再構成部７０へ投影データを転送する量は少なく、転送時間も短い。また、高精度の散乱補正を行うこともできる。なお、第１の実施形態と比較すれば、本実施形態は、ｔ−θ変換部４１における番地への変換処理の内容が簡単であるが、その反面、高サンプリング密度領域である投影データ蓄積領域６１Ａに蓄積される投影データ量が多い。しかし、リング２０のスライス面に平行に被写体１０を切断したときの断面形状が略円形状である場合であって、また、被写体１０の中心がリング２０の中心軸上に位置するように被写体１０が置かれる場合には、本実施形態と第１の実施形態との間の効果上の差異は僅かである。
【００７６】
（第３の実施形態）
次に、第３の実施形態について説明する。図１２は、第３の実施形態に係るポジトロンＣＴ装置の構成図である。
【００７７】
本実施形態に係るＰＥＴは３Ｄ−ＰＥＴであって、リング２２は、被写体１０が置かれる測定空間１１を内部に含み、入射した光子を検出する多数の光子検出器が中心軸の周囲にリング状かつ中心軸方向に多層状に配列されて構成され、スライス間コリメータが取り外されている。これらの光子検出器は、測定空間１１の方向に受光面が向けられて、測定空間１１から飛来して入射した光子を検出する。これら光子検出器それぞれと同時計数回路３２との間には信号線が設けられおり、光子を検出した光子検出器から同時計数回路３２へ、その検出された光子のエネルギに応じた光子検出信号が送られる。
【００７８】
光子検出器それぞれから出力された光子検出信号を入力する同時計数回路３２は、リング２２内の２つの光子検出器Ｄ_i およびＤ_j 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エネルギ弁別して認識し、その時のこれら２つの光子検出器Ｄ_i およびＤ_j それぞれを示す検出器識別信号ＩおよびＪ、ならびに、その２つの光子検出器Ｄ_i およびＤ_j 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。
【００７９】
同時計数回路３２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ｘ−ｙ−θ−φ変換部（座標変換手段）４２は、検出器識別信号対（Ｉ，Ｊ）が示す光子対を検出した２つの光子検出器Ｄ_i およびＤ_j を互いに結ぶ同時計数ラインについて、測定空間１１内に設定されたｘ−ｙ−θ−φ極座標系で表した座標値（ｘ，ｙ，θ，φ）に変換し、さらに、この座標値（ｘ，ｙ，θ，φ）を所定の対応関係に従ってｘ−ｙ−θ−φメモリ６２上の番地に変換し、その番地を出力する。ここで、θおよびφは、その同時計数ラインの方位（図中の破線矢印）を表し、ｘおよびｙは、その同時計数ラインに垂直な投射平面（Projection Plane）上の直交座標系による位置を表す。
【００８０】
このｘ−ｙ−θ−φ変換部４２における座標値から番地への変換は、以下のような判定に基づいて行われる。すなわち、ｘ−ｙ−θ−φ変換部４２は、座標値（ｘ，ｙ，θ，φ）が表す同時計数ラインが測定空間１１内において通過する領域を判定する。例えば、測定空間１１内に置かれた被写体１０をその同時計数ラインが通過するか否かを判定する。あるいは、被写体１０のうちの注目領域をその同時計数ラインが通過するか否かを判定してもよい。ｘ−ｙ−θ−φ変換部４２は、検出器識別信号対（Ｉ，Ｊ）およびリング間差信号ＲＤに基づいて通過領域を判定してもよい。
【００８１】
なお、本実施形態においては、同時計数ラインの通過領域に応じた番地に変換するに際して、第１の実施形態の場合と同様にして被写体１０の輪郭を検出しておき、ｘ−ｙ−θ−φ変換部４２は、被写体１０の輪郭を各（θ，φ）方位それぞれについてｘ−ｙ平面上の曲線として記憶しておいて、座標値（ｘ，ｙ，θ，φ）が示す点がその曲線の内側に有るか否かに応じて、被写体１０が占める領域を同時計数ラインが通過するか否かを判定する。
【００８２】
そして、ｘ−ｙ−θ−φ変換部４２は、座標値に対する番地の対応関係（サンプリング密度）について粗密分布を有していて、被写体１０が占める領域を同時計数ラインが通過すると判定した場合におけるサンプリング密度が、そうでない場合におけるサンプリング密度よりも密、すなわち、ｘ−ｙ−θ−φ空間上の単位容積当たりの番地の数が多い。この投影データ蓄積領域６２Ａおよび６２Ｂの間における座標値（ｘ，ｙ，θ，φ）に対する番地の対応関係の粗密差は、ｘ座標、ｙ座標、θ座標およびφ座標の全てについて設けられてもよいし、これらのうちの幾つかについて設けられてもよい。
【００８３】
なお、本実施形態に係る３Ｄ−ＰＥＴのｘ−ｙ−θ−φ変換部４２におけるサンプリング密度分布も、第１の実施形態に係る２Ｄ−ＰＥＴのｔ−θ変換部４０におけるもの（図４乃至図１０）と同様のものが好適である。ただし、２Ｄ−ＰＥＴの場合のサンプリング密度分布は、各θ値それぞれについて変数ｔの関数として表されたが、３Ｄ−ＰＥＴの場合のサンプリング密度分布は、各（θ，φ）方位それぞれについて変数ｘおよびｙの関数として表される。
【００８４】
投影データを蓄積するｘ−ｙ−θ−φメモリ（投影データ蓄積手段）６２は、ｘ−ｙ−θ−φ変換部４２から出力された番地に一定値を累積加算して、測定空間１１で発生した光子対についての投影データを蓄積するものである。このｘ−ｙ−θ−φメモリ６２の投影データ蓄積領域は、２以上（本実施形態でも２つ）の投影データ蓄積領域６２Ａと６２Ｂとに分けることができる。なお、図１２に示すｘ−ｙ−θ−φメモリ６２では、投影データ蓄積領域６２Ａおよび６２Ｂそれぞれについて、或る２つの（θ，φ）方位および（θ’，φ’）方位それぞれにおけるｘ−ｙ平面上の投影データの分布を模式的に示しているが、実際には、各（θ，φ）方位それぞれについてｘ−ｙ平面上の投影データが蓄積される。
【００８５】
一方の投影データ蓄積領域６２Ａは、測定空間１１内の所定領域（被写体１０が占める領域、或いは、被写体１０内の注目領域）を通過する同時計数ラインについて、ｘ−ｙ−θ−φ変換部４２から出力された番地に一定値を累積加算して投影データＥ_A を蓄積する。他方の投影データ蓄積領域６２Ｂは、その所定領域を通過しない同時計数ラインについて、ｘ−ｙ−θ−φ変換部４２から出力された番地に一定値を累積加算して投影データＥ_B を蓄積する。
【００８６】
したがって、投影データ蓄積領域６２Ａには、測定空間１１内の所定領域における電子・陽電子対消滅に伴って発生した光子対の真の同時計数および散乱同時計数に関する投影データＥ_A が高いサンプリング密度で蓄積される。一方、投影データ蓄積領域６２Ｂには、散乱同時計数に関する投影データＥ_B が低いサンプリング密度で蓄積される。
【００８７】
このｘ−ｙ−θ−φメモリ６２の投影データ蓄積領域６２Ａおよび６２Ｂそれぞれに蓄積された投影データＥ_A およびＥ_B は、画像再構成部（例えば、ホストコンピュータ）７２に転送される。ここで、ｘ−ｙ−θ−φメモリ６２から画像再構成部７２へ転送される投影データは、測定空間１１内の所定領域を通過する同時計数ラインについて投影データ蓄積領域６２Ａに蓄積された投影データＥ_A 、および、測定空間１１内の所定領域を通過しない同時計数ラインについて投影データ蓄積領域６２Ｂに蓄積された投影データＥ_B である。前者の投影データＥ_A は、高サンプリング密度ではあるがｘ−ｙ−θ−φ空間内の狭い領域のものであり、後者の投影データＥ_B は、低サンプリング密度で蓄積されたものである。
【００８８】
そして、画像再構成部７２は、ｘ−ｙ−θ−φメモリ６２から転送された投影データＥ_A およびＥ_B に基づいて、測定空間１１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。すなわち、投影データＥ_A のサンプリング密度と同一のサンプリング密度となるように投影データＥ_B を補間し、この補間された投影データＥ_B と投影データＥ_A とに基づいて画像再構成をする。画像表示部８２は、画像再構成部７２により再構成された画像を表示する。
【００８９】
本実施形態に係るＰＥＴは以下のように作用する。すなわち、ＲＩ線源が投与された被写体１０がリング２２内の測定空間１１に置かれると、その被写体１０内部で電子・陽電子対消滅に伴って光子対が放出される。その光子対がリング２２を構成する多数の光子検出器のうちの何れか２つの光子検出器Ｄ_i およびＤ_j により検出されると、光子を検出した旨を示す光子検出信号が、その２つの光子検出器Ｄ_i およびＤ_j それぞれから出力され、同時計数回路３２に入力する。これら光子検出信号を入力する同時計数回路３２により、所定のエネルギ（５１１ｋｅＶ）を有する光子対が同時に検出されたものであるか否かが判定され、同時計数であると判定された場合には、その光子対を検出した２つの光子検出器Ｄ_i およびＤ_j それぞれを示す検出器識別信号対（Ｉ，Ｊ）ならびにリング間差信号ＲＤが出力される。
【００９０】
そして、この検出器識別信号対（Ｉ，Ｊ）およびリング間差信号ＲＤを入力するｘ−ｙ−θ−φ変換部４２により、検出器識別信号対（Ｉ，Ｊ）およびリング間差信号ＲＤが示す同時計数ラインについて測定空間１１内に設定されたｘ−ｙ−θ−φ極座標系で表した座標値（ｘ，ｙ，θ，φ）に変換され、さらに、この座標値（ｘ，ｙ，θ，φ）に対応する番地に変換され、この番地がｘ−ｙ−θ−φ変換部４２から出力される。この座標値から番地への変換に際して、光子対を検出した２つの光子検出器Ｄ_i およびＤ_j を互いに結ぶ同時計数ラインが被写体１０を通過するものである場合には高サンプリング密度で対応する番地に変換され、そうでない場合には低サンプリング密度で対応する番地に変換される。
【００９１】
このｘ−ｙ−θ−φ変換部４２から出力された番地はｘ−ｙ−θ−φメモリ６２に入力して、ｘ−ｙ−θ−φメモリ６２のその番地に一定値が累積加算される。ここで、もし、同時計数ラインが被写体１０を通過するものである場合には、ｘ−ｙ−θ−φメモリ６２の投影データ蓄積領域６２Ａのその番地に一定値が累積加算されて投影データＥ_A が蓄積される。逆に、同時計数ラインが被写体１０を通過しないものである場合には、ｘ−ｙ−θ−φメモリ６２の投影データ蓄積領域６２Ｂのその番地に一定値が累積加算されて投影データＥ_B が蓄積される。
【００９２】
このｘ−ｙ−θ−φメモリ６２の投影データ蓄積領域６２Ａおよび６２Ｂそれぞれに蓄積された投影データＥ_A およびＥ_B は、画像再構成部７２に転送され、この転送された投影データＥ_A およびＥ_B に基づいて、この画像再構成部７２により、測定空間１１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画像再構成される。そして、その再構成画像は、画像表示部８２により表示される。
【００９３】
以上のように、本実施形態に係るＰＥＴにおいても、第１の実施形態の場合と同様に、被写体１０が占める領域を通過しない同時計数ラインについては低サンプリング密度で投影データを蓄積することにしたので、ｘ−ｙ−θ−φメモリ６２から画像再構成部７２へ転送されるべき投影データの量は少なく、したがって、転送時間も短い。特に、本実施形態では３Ｄ−ＰＥＴであり、蓄積される投影データは２Ｄ−ＰＥＴの場合に比べて格段に多いので、投影データ量の削減および投影データ転送時間の短縮の効果は大きい。
【００９４】
すなわち、例えば被写体１０がラット等の小型動物である場合のように、被写体１０のリング軸方向の大きさがリングの厚みよりも小さく、且つ、被写体１０の径が測定空間１１の径に対して小さい場合には、高サンプリング密度で蓄積すべき投影データは、図１２の投影データ蓄積領域６２Ａに模式的に示したように、各（θ，φ）方位それぞれについてｘ−ｙ平面上の中央の一定領域にのみ蓄積される。したがって、第１の実施形態の場合と比較して、投影データ蓄積領域６２Ａにより高サンプリング密度で蓄積されるべき投影データの量の割合は少なく、投影データ量の削減および投影データ転送時間の短縮の効果は大きい。一般に、３Ｄ−ＰＥＴのリングの軸方向の厚みは２Ｄ−ＰＥＴのリングの厚みよりも厚いので、この効果は更に大きい。
【００９５】
また、本実施形態に係るＰＥＴにおいても、被写体１０が占める領域を通過しない同時計数ラインについても投影データを蓄積することにしたので、散乱補正を精度よく行うこともできる。したがって、本実施形態に係るＰＥＴにおいても、従来のＰＥＴの如く全てのｘ−ｙ−θ−φ空間上で高サンプリング密度で投影データを蓄積する場合に得られる再構成画像と同等の高分解能の再構成画像が得られる。
【００９６】
（第４の実施形態）
次に、第４の実施形態について説明する。図１３は、第４の実施形態に係るポジトロンＣＴ装置におけるリングの構成図である。
【００９７】
本実施形態に係るＰＥＴの全体構成は、第３の実施形態の場合と同様である。ただし、本実施形態では、ＰＥＴのリング２２内の測定空間１１に置かれる被写体１０は、被験者（人や他の動物）の頭部であり、このＰＥＴにより観察しようとしている注目領域１０Ａは、その頭部の後頭部にある視覚野である。すなわち、本実施形態は、注目領域（視覚野）１０Ａについて脳賦活実験を行うものである。
【００９８】
例えば、○や×等の簡単な図形や風景・模様等を被写体（被験者）１０に見せながら、ＰＥＴにより、注目領域（視覚野）１０Ａを測定して投影データを蓄積し、その投影データに基づいて再構成画像を得る。一方、被写体（被験者）１０に何も見せることなく、ＰＥＴにより、注目領域（視覚野）１０Ａを測定して投影データを蓄積し、その投影データに基づいて再構成画像を得る。そして、これらの２つの再構成画像の間で減算を行って、その減算結果に基づいて、被写体（被験者）１０の脳内の何処の領域が視覚刺激により賦活化されるかを特定する。このような実験あるいは検査を脳賦活実験という。
【００９９】
この脳賦活実験では、被写体（被験者）１０に与える視覚刺激の内容によっては、或いは、被写体（被験者）１０によっては、注目領域（視覚野）１０Ａが強く賦活されている時間が数十ｍ秒から数秒程度と短い場合が多い。また、繰り返して測定する場合には、被写体（被験者）１０が視覚刺激に馴れて、脳賦活が弱くなることもある。したがって、ＰＥＴによる測定時間の短縮化が強く望まれている。
【０１００】
一方、投影データに基づいて画像再構成するには、注目領域（視覚野）１０Ａだけでなく被写体（被験者）１０を通過する同時計数ラインについて投影データを蓄積する必要があり、また、散乱補正を行うためには、被写体（被験者）１０が占める領域を通過しない同時計数ラインについても投影データを蓄積する必要がある。
【０１０１】
したがって、検査として脳賦活実験を行う場合のように、脳内のどの領域が賦活化されるか予め判っている場合には、ｘ−ｙ−θ−φ変換部４２は、注目領域（視覚野）１０Ａが占める領域を同時計数ラインが通過するか否かに応じて異なるサンプリング密度でその同時計数ラインを表す座標値（ｘ，ｙ，θ，φ）を番地に変換し、投影データ蓄積領域６２Ａは、注目領域（視覚野）１０Ａが占める領域を通過する同時計数ラインについての投影データを高サンプリング密度で蓄積し、投影データ蓄積領域６２Ｂは、注目領域（視覚野）１０Ａが占める領域を通過しない同時計数ラインについても投影データを低サンプリング密度で蓄積すればよい。このようにして蓄積された投影データに基づいて画像再構成すれば、投影データの総量を減少させることができる一方で、得られる再構成画像は、散乱補正がなされて高Ｓ／Ｎ比のものであって、注目領域（視覚野）１０Ａについては高解像度となる。
【０１０２】
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、第３および第４の実施形態で説明した３Ｄ−ＰＥＴの場合であっても、第２の実施形態の場合と同様に、ｘ−ｙ−θ−φ変換部は、被写体が占める領域または注目領域を同時計数ラインが通過するか否かに応じてではなく、被写体が占める領域または注目領域を含む球形状の領域を同時計数ラインが通過するか否かに応じて、異なるサンプリング密度でその同時計数ラインを表す座標値（ｘ，ｙ，θ，φ）を番地に変換してもよい。
【０１０３】
また、ｔ−θメモリおよびｘ−ｙ−θ−φメモリは、同時計数ラインを表す座標値を番地へ変換するする際のサンプリング密度の分布を自在に設定可能であるのが好適である。この場合、被写体に依って形状や大きさが異なる場合や、また、同一の被写体であっても置かれる位置や注目領域が異なる場合には、それに応じて、投影データを高サンプリング密度で蓄積すべき領域を適切に設定することができる。
【０１０４】
【発明の効果】
以上、詳細に説明したとおり本発明によれば、リングを構成する多数の光子検出器のうちの何れかの１対の光子検出器により、リング内の測定空間内で電子・陽電子対消滅に伴って発生した光子対が検出されると、座標変換手段（ｔ−θ変換部、ｘ−ｙ−θ−φ変換部）により、その１対の光子検出器を互いに結ぶ同時計数ラインについて極座標系で表した座標値が所定の対応関係に従って番地に変換され、その番地が出力される。投影データ蓄積手段（ｔ−θメモリ、ｘ−ｙ−θ−φメモリ）の２以上の所定数の投影データ蓄積領域の何れかに、座標変換手段から出力された番地に一定値が累積加算されて、投影データが蓄積される。そして、投影データ蓄積手段の所定数の投影データ蓄積領域それぞれに蓄積された投影データに基づいて、画像再構成手段により、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再構成画像が得られる。
【０１０５】
ここで、座標変換手段において、同時計数ラインの位置および方位を示す座標値に対する番地の対応関係が粗密分布を有するものとしたので、全ての座標値に対する番地の対応関係が一様に密である従来の場合と比較して、投影データ蓄積手段から画像再構成手段に転送されるべき投影データの量は少なく、且つ、その転送に要する時間は短い。したがって、ダイナミック計測においてフレーム時間を短縮化することができる。また、従来の場合に比べて投影データ量を削減するにも拘わらず、画像再構成手段により得られる再構成画像のうち、当該対応関係が密な投影データ蓄積領域に蓄積された投影データに基づく部分（被写体像または注目領域の部分）については、高解像度のものが得られ、また、散乱補正を行えば、従来の場合と同程度の高Ｓ／Ｎ比の再構成画像を得ることができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】第１の実施形態に係るポジトロンＣＴ装置の構成図である。
【図２】散乱補正のフローチャートである。
【図３】被写体の輪郭の検出方法の説明図である。
【図４】ｔ−θ変換部における座標値に対する番地の対応関係の第１の好適例の説明図である。
【図５】ｔ−θ変換部における座標値に対する番地の対応関係の第２の好適例の説明図である。
【図６】ｔ−θ変換部における座標値に対する番地の対応関係の第３の好適例の説明図である。
【図７】ｔ−θ変換部における座標値に対する番地の対応関係の第４の好適例の説明図である。
【図８】ｔ−θ変換部における座標値に対する番地の対応関係の第５の好適例の説明図である。
【図９】ｔ−θ変換部における座標値に対する番地の対応関係の第６の好適例の説明図である。
【図１０】ｔ−θ変換部における座標値に対する番地の対応関係の第７の好適例の説明図である。
【図１１】第２の実施形態に係るポジトロンＣＴ装置の構成図である。
【図１２】第３の実施形態に係るポジトロンＣＴ装置の構成図である。
【図１３】第４の実施形態に係るポジトロンＣＴ装置におけるリングの構成図である。
【図１４】散乱同時計数の説明図である。
【符号の説明】
１０…被写体、１０Ａ…注目領域、１１…測定空間、１２…校正用ＲＩ線源、２０，２２…リング、３０，３２…同時計数回路、４０，４１…ｔ−θ変換部、４２…ｘ−ｙ−θ−φ変換部、６０…ｔ−θメモリ、６０Ａ，６０Ｂ…投影データ蓄積領域、６１…ｔ−θメモリ、６１Ａ，６１Ｂ…投影データ蓄積領域、６２…ｘ−ｙ−θ−φメモリ、６２Ａ，６２Ｂ…投影データ蓄積領域、７０，７２…画像再構成部、８０，８２…画像表示部。[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to a positron CT apparatus that measures a substance distribution in a subject by detecting a photon pair emitted with the annihilation of an electron-positron pair generated by an RI radiation source injected into the subject. .
[0002]
[Prior art]
Positron Emission Computed-Tomography (hereinafter referred to as “PET”) is applied to living body and disease research or clinical examinations, and positron emitting nuclide (hereinafter referred to as “RI radiation source”). ) Is a device for visualizing the biological function.
[0003]
RI sources are dopamine involved in neurotransmission and FDG (related to glucose metabolism in the body).¹⁸F-fluorodeoxyglucose) or other in-vivo substances or, for example, newly added drugs to be used. PET can see the distribution, consumption or temporal change of such substances in vivo. PET can also measure basal metabolism in the body, such as cerebral blood flow and oxygen consumption.
[0004]
Such a PET detection unit includes a large number of photon detectors (hereinafter referred to as “rings”) arranged in a ring shape, and a human body in which an RI radiation source is injected or inhaled into a measurement space in the ring. The subject is placed. The positrons emitted from the RI source in the subject are immediately combined with nearby electrons, and a pair of photons (gamma rays) each having energy of 511 keV are emitted in opposite directions. Therefore, by discriminating and simultaneously counting a pair of photons having energy of 511 keV among the photons detected by the photon detector constituting the ring, it is possible to determine which line (hereinafter referred to as the “coincidence line”). ”) Can be specified. PET accumulates such coincidence information (projection data) in a memory and performs image reconstruction processing to create a distribution image of the RI source.
[0005]
[Problems to be solved by the invention]
In such a PET, it is desired to increase the number of photon detectors constituting the ring in order to obtain a high-resolution reconstructed image. Further, in the two-dimensional type PET (2D-PET), since only the photon pairs that are emitted from the RI source and fly in all directions and fly in the direction along the ring surface are detected, Since there is a problem that the probability of capturing a photon pair emitted from the source is small, the statistical noise is large, and the detection sensitivity is low, a three-dimensional type PET (3D-PET) is used to improve the detection sensitivity. It is becoming.
[0006]
Thus, the number of photon detectors constituting the ring tends to increase, and therefore the number of photon detection pair combinations capable of detecting photon pairs also tends to increase, so the coincidence count per unit time increases. At the same time, the projection data to be accumulated further increases, and the time for transferring the projection data accumulated in the memory to the image reconstruction unit becomes longer.
[0007]
Furthermore, in order to maintain the normal physiological state without causing pain or stress to the subject's human body or other animals, free moving measurement that allows measurement with some degree of body movement without fixing the subject However, this free-moving measurement also increases the number of combinations of photon detector pairs that can detect photon pairs generated from the subject, so that the projection data to be accumulated increases, and the image reconstruction unit The transfer time to becomes longer. The projection data to be accumulated increases as the range that allows the body movement of the subject is larger.
[0008]
By the way, for measurement by PET, static measurement in which all projection data during one measurement is stored in the same storage area and storage corresponding to projection data for each frame by dividing the measurement time into a plurality of frames. There is dynamic measurement (multiframe measurement) stored in a region, but recently, dynamic measurement is often performed in order to measure temporal changes in biological functions such as cerebral blood flow measurement. In this dynamic measurement, it is desired to shorten the frame time and perform the measurement at shorter time intervals in order to observe the state of temporal changes in biological functions in more detail and to reduce calculation errors. However, as described above, since there is a large amount of projection data to be stored and it takes a long time to transfer the large amount of projection data from the memory to the image reconstruction unit, it is difficult to shorten the frame time.
[0009]
The present invention has been made to solve the above-described problems. A high-resolution reconstructed image can be obtained without increasing or decreasing the capacity of a memory for storing projection data, and dynamic measurement can be performed. An object of the present invention is to provide a positron CT apparatus capable of shortening the frame time.
[0010]
[Means for Solving the Problems]
  A positron CT apparatus according to the present invention includes: (1) a ring in which a plurality of photon detectors each outputting a photon detection signal corresponding to the energy of an incident photon are arranged surrounding a measurement space; and (2) photon detection A coincidence circuit that inputs a signal, discriminates photon pairs generated by electron-positron pair annihilation in the measurement space, and outputs a detector identification signal indicating a photon detector pair that has detected each photon of the photon pair; (3) According to the correspondence relationship in which the addresses corresponding to the coordinate values in the polar coordinate system set in the measurement space have a density distribution, the coincidence lines that connect the photon detector pairs indicated by the detector identification signal to the coordinate values expressed in the polar coordinate system. A coordinate conversion means for outputting a corresponding address, (4) a projection data storage means for accumulating projection data by accumulating a fixed value to the address output from the coordinate conversion means, and (5) Based on the accumulated projected data in the data storage means, characterized in that it comprises an image reconstruction means for performing computed image reconstruction the spatial distribution of the incidence of the electron-positron pair annihilation in the measurement space.
  Further, the coordinate conversion means is configured such that the coincidence line passes through the predetermined area depending on whether or not the coincidence line connecting the photon detector pairs indicated by the detector identification signal passes through the predetermined area in the measurement space. The correspondence of the address to the coordinate value of the address is closer than the correspondence of the address to the coordinate value when the coincidence counting line does not pass through the predetermined area, and the address corresponding to the coordinate value is uniquely determined according to this correspondence. Output.
[0011]
According to this positron CT apparatus, when a photon is incident on any of a plurality of photon detectors constituting a ring, a photon detection signal corresponding to the energy of the incident photon is output from the photon detector, The photon detection signal is input to the coincidence counting circuit. Based on the photon detection signal, the coincidence circuit discriminates the photon pair generated by the annihilation of the electron-positron pair in the measurement space, and the detector identification indicating the photon detector pair that detected each photon of the photon pair A signal is output. Based on this detector identification signal, a coincidence line connecting the photon detector pairs indicated by the detector identification signal to each other according to a predetermined correspondence relationship of the address to the coordinate value by the polar coordinate system set in the measurement space by the coordinate conversion means The address corresponding to the coordinate value expressed in the polar coordinate system is output. Then, the projection data accumulating means accumulates and adds a fixed value to the address output from the coordinate conversion means and accumulates the projection data. Based on the projection data accumulated in the projection data accumulating means, the image reconstruction means The spatial distribution of the occurrence frequency of electron / positron pair annihilation in the measurement space is calculated, and a reconstructed image is obtained.
[0012]
Here, in the coordinate conversion means, since the correspondence relationship of the addresses to the coordinate values in the polar coordinate system set in the measurement space has a density distribution, the correspondence relationship of the addresses to all the coordinate values is uniformly dense. Compared to the case, the amount of projection data stored by the projection data storage unit and transferred to the image reconstruction unit is small. Further, among the reconstructed images obtained by the image reconstructing means, a portion based on the projection data accumulated in the projection data accumulation region having a high correspondence relationship is obtained with a high resolution.
[0013]
Further, the image processing apparatus may further include a scatter correction unit that performs scatter correction based on the spatial distribution image reconstructed by the image reconstruction unit. In this case, the reconstructed image obtained by the image reconstruction means is subjected to scattering correction by the scattering correction means and has a high S / N ratio.
[0014]
Further, it further comprises contour detecting means for detecting the contour of the subject placed in the measurement space, and the coordinate converting means has a density distribution based on the contour detected by the contour detecting means. It is good. In this case, the contour of the subject placed in the measurement space is detected by the contour detection means, and the coordinate conversion means follows the correspondence relationship having a density distribution corresponding to the passing area in the measurement space of the coincidence line based on the contour. Then, a certain value is cumulatively added to any one of the predetermined number of projection data storage areas of the projection data storage means.
[0015]
Further, the coordinate conversion means may be set freely with respect to the density distribution. In this case, the correspondence of the address to the coordinate value representing the coincidence line is appropriately set by the coordinate conversion means according to the subject placed in the measurement space and the region of interest.
[0017]
Further, the coordinate conversion means may be characterized in that either the area occupied by the subject placed in the measurement space or the attention area in the subject is set as the predetermined area. In this case, a high-resolution image is obtained for the region occupied by the subject or the attention region in the subject in the reconstructed image.
[0018]
Further, the coordinate conversion means is characterized in that a region obtained by adding a constant width region around any of the region occupied by the subject placed in the measurement space or the region of interest in the subject is defined as a predetermined region. It is good. In this case, a high-resolution image can be obtained for the entire area of the reconstructed image occupied by the subject or the region of interest in the subject.
[0019]
Furthermore, the coordinate conversion means may be characterized in that a spherical area including either an area occupied by the subject placed in the measurement space or a region of interest in the subject is set as the predetermined area. In this case, the coordinate conversion means can easily convert the coordinate value to the address.
[0020]
Further, the coordinate conversion means may be characterized in that the density of the correspondence changes stepwise at the boundary of the predetermined area, and the density of the correspondence is changed from the vicinity of the center of the predetermined area in the measurement space. It may be characterized in that it gradually changes over the peripheral part, or it may be characterized in that the density of the correspondence relationship gradually changes in a constant width region around the boundary of the predetermined region. In either case, the coordinate conversion means suitably converts the coordinate value to the address.
[0021]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Hereinafter, embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the accompanying drawings. In the description of the drawings, the same elements are denoted by the same reference numerals, and redundant description is omitted.
[0022]
First, before describing an embodiment according to the present invention, a description will be given of scattering coincidence counting and scattering correction, which are one factor in the degradation of the S / N ratio of a reconstructed image.
[0023]
Scatter coincidence is a phenomenon in which photon pairs (scattered rays) emitted by an electron / positron pair annihilation event and one or both of them are scattered are simultaneously detected by a pair of photon detectors. This phenomenon of scattering coincidence gives erroneous information about the position of annihilation of electrons and positrons, so it is necessary to remove them. In the case of 2D-PET, the inter-slice collimator has removed the detection of scattered radiation to some extent, but in the case of 3D-PET, since the inter-slice collimator is removed, the detected scattered radiation is 2D-PET. Compared to the case, it is necessary to remove the scattering coincidence by another method more than 10 times.
[0024]
As a method of removing the scattering coincidence without depending on the inter-slice collimator, a photon pair not having been scattered and having an energy of 511 keV can be obtained by utilizing the fact that the energy (511 keV) originally possessed by the photon is reduced by the scattering. It is conceivable to eliminate the scattering coincidence by performing energy discrimination. However, this method can remove the scattering coincidence to some extent, but not completely.
[0025]
Also, a method of performing scattering correction is conceivable. FIG. 14 is an explanatory diagram of the scattering coincidence counting. FIG. 14A shows the distribution of projection data (emission data E (t, θ ′)) in a certain θ ′ direction in the polar coordinate system set in the measurement space 11 together with the subject 10 and the ring 20. FIG. 14B schematically shows the distribution of projection data (emission data E (t, θ)) accumulated in the t-θ memory 60. As shown in FIG. 14A, the area occupied by the subject 10 in the projection data accumulated by performing the emission measurement by placing the subject 10 to which the RI radiation source is administered in the measurement space 11 in the ring 20 is shown. In the projection data for the passing coincidence line (projection data distribution range A in FIG. 14A), the scattering coincidence is accumulated in addition to the true coincidence, and the coincidence does not pass through the area occupied by the subject 10. Only the scatter coincidence count is accumulated in the projection data for the count line (projection data distribution range B in FIG. 14A).
[0026]
That is, the projection data storage area of the t-θ memory 60 that stores the projection data for each value of the orientation θ and the distance t from the origin for all the simultaneous count lines detected at the same time is as shown in FIG. In addition, an area in which projection data for a coincidence line passing through the area occupied by the subject 10 is stored (projection data area A in FIG. 14B) and a coincidence line not passing through the area occupied by the object 10. Can be divided into regions (projection data region B in FIG. 14B) where projection data is stored. Scatter correction uses the above to estimate the scatter data included in the entire projection data based on the projection data for the coincidence counting line that does not pass through the region occupied by the subject 10, and the estimated scatter data is By subtracting from the entire projection data, the projection data related to the true coincidence is obtained.
[0027]
What is important in this scatter correction is to accurately estimate the scatter data included in the entire projection data based on the projection data for the coincidence counting lines that do not pass through the area occupied by the subject 10. As this estimation method, there are an analysis method based on a physical law, an analysis method based on a measured response, a method based on a simple linear approximation, and an eclectic method of these. Regardless of which estimation method is employed, the success or failure of the scattering correction depends on the amount and quality of the projection data for the coincidence line that does not pass through the area occupied by the subject.
[0028]
In addition, a technique for reducing the capacity of a memory for storing projection data by limiting the area in the measurement space detected by the photon detectors constituting the ring to the area occupied by the subject and the limited area around it is known. (Japanese Patent Laid-Open Nos. 58-6499 and 2-87092). However, with this technique, it is impossible to estimate the scattering data included in the entire projection data based on the projection data for the coincidence counting line that does not pass through the area occupied by the subject, or the estimation accuracy is poor, and therefore Scattering coincidence cannot be removed.
[0029]
As described above, the projection data for the coincidence line that does not pass through the area occupied by the subject is indispensable for performing the scattering correction. Therefore, not only the projection data for the coincidence line passing through the area occupied by the subject placed in the measurement space, but also the projection data for the coincidence line not passing through the area occupied by the subject must be accumulated.
[0030]
However, even in the case of PET that attempts to measure the electron / positron pair annihilation occurrence distribution in a subject with high resolution, the area occupied by the subject compared to the sampling density of the projection data for the coincidence line passing through the area occupied by the subject The sampling density of the projection data for the coincidence line that does not pass through does not need to be as dense as it is, and may be coarse. Because statistical noise is superimposed on the projection data for photons scattered in a complicated process, it is meaningless to sample this at high density, and if there is no statistical noise This is because the scattered data changes smoothly in space. Furthermore, even within the area occupied by the subject, compared with the sampling density of the projection data for the coincidence counting line passing through the attention area of the subject (for example, the visual cortex in the brain activation experiment by visual stimulation) The sampling density of the projection data for the coincidence counting line that does not pass through the region of interest does not need to be as dense as it is, and may be coarse.
[0031]
The present invention has been made on the basis of such considerations, and it is possible to store projection data for scatter correction even for coincidence counting lines that do not pass through the area occupied by the subject without increasing the capacity of the memory or The present invention provides a positron CT apparatus that can reduce and obtain a high-resolution reconstructed image with a high S / N ratio for a subject or a region of interest.
[0032]
(First embodiment)
Next, a first embodiment will be described. FIG. 1 is a configuration diagram of a positron CT apparatus according to the first embodiment.
[0033]
The PET according to the present embodiment is 2D-PET, and in this figure, one layer of the rings separated from each other by the inter-slice collimator is represented as a ring 20. The ring 20 includes a measurement space 11 in which the subject 10 is placed, and a number of photon detectors D that detect incident photons._k (K = 1, 2, 3,..., N) are arranged in a ring shape around the central axis, and these photon detectors have a light receiving surface directed in the direction of the measurement space 11, and the measurement space 11 Detects the photons that have come in from and incident. These photon detectors D_k (K = 1, 2, 3,..., N) and a signal line are provided between the coincidence counting circuit 30 and the detected photons from the photon detector that detects the photons to the coincidence counting circuit 30. A photon detection signal corresponding to the energy of the signal is sent.
[0034]
Photon detector D_k The coincidence counting circuit 30 to which the photon detection signals output from (k = 1, 2, 3,..., N) are input is divided into two photon detectors D in the ring 20._i And D_j Recognizes that the photon pair having a predetermined energy (511 keV) generated along with the annihilation of the electron-positron pair is detected by energy discrimination, and these two photon detectors D at that time_i And D_j Detector identification signals I and J indicating the respective outputs are output.
[0035]
The t-θ conversion unit (coordinate conversion means) 40 that receives the detector identification signal pair (I, J) output from the coincidence circuit 30 detects the photon pair indicated by the detector identification signal pair (I, J). Two photon detectors D_i And D_j Are converted into coordinate values (T, θ ′) expressed in the t-θ polar coordinate system set in the measurement space 11, and the coordinate values (T, θ ′) are further converted into predetermined values. According to the correspondence relationship, the address is converted to an address on the t-θ memory 60 described later, and the address is output. Here, T represents the distance between the coincidence counting line and the origin of the t-θ polar coordinate system, and θ ′ represents the orientation of the coincidence counting line.
[0036]
The conversion from the coordinate value to the address in the t-θ conversion unit 40 is performed based on the following determination. That is, the t-θ conversion unit 40 determines a region through which the coincidence counting line represented by the coordinate value (T, θ ′) passes in the measurement space 11. For example, it is determined whether or not the coincidence counting line passes through the subject 10 placed in the measurement space 11. Alternatively, it may be determined whether or not the coincidence line passes through a region of interest in the subject 10 (for example, a visual cortex in a brain activation experiment by visual stimulation with a human head as the subject 10). The t-θ conversion unit 40 may determine the passage region based on the detector identification signal pair (I, J). The t-θ conversion unit 40 needs to detect and store the contour of the subject 10 in advance when determining whether or not the coincidence counting line passes through the subject 10. Will be described later.
[0037]
The t-θ conversion unit 40 has a density distribution with respect to the correspondence relationship (sampling density) of the addresses with respect to the coordinate values, and the sampling density when it is determined that the coincidence counting line passes through the area occupied by the subject 10 is Otherwise, it is denser than the sampling density, that is, the number of addresses per unit area on the t-θ plane is larger. The density difference in the sampling density may be provided for both the t coordinate and the θ coordinate, or may be provided for any one of these.
[0038]
A t-θ memory (projection data storage means) 60 for storing projection data accumulates a fixed value to the address output from the t-θ conversion unit 40 and projects projection data for photon pairs generated in the measurement space 11. Is to accumulate. The projection data storage area of the t-θ memory 60 can be divided into two or more (two in this embodiment) projection data storage areas 60A and 60B. Note that the t-θ memory 60 shown in FIG. 1 schematically shows the distribution of projection data on the t-θ plane for each of the projection data storage regions 60A and 60B.
[0039]
One projection data storage area 60A is output from the t-θ conversion unit 40 for a coincidence line passing through a predetermined area in the measurement space 11 (an area occupied by the subject 10 or an attention area in the subject 10). Projection data E by accumulatively adding a fixed value to the address_A Accumulate. The other projection data storage area 60B accumulates and adds a fixed value to the address output from the t-θ converter 40 for the coincidence counting line that does not pass through the predetermined area._B Accumulate.
[0040]
Therefore, in the projection data storage area 60A, projection data E relating to the true coincidence and scattering coincidence of the photon pairs generated in association with the annihilation of the electron-positron pair in the predetermined area in the measurement space 11 is stored._A Are accumulated at a high sampling density. On the other hand, the projection data storage area 60B has projection data E related to the scattering coincidence count._B Are accumulated at a low sampling density.
[0041]
Projection data E stored in the projection data storage areas 60A and 60B of the t-θ memory 60, respectively._A And E_B Are transferred to the image reconstruction unit (for example, host computer) 70. Here, the projection data transferred from the t-θ memory 60 to the image reconstruction unit 70 is the projection data E accumulated in the projection data accumulation area 60A for the coincidence counting lines passing through a predetermined area in the measurement space 11._A , And projection data E stored in the projection data storage area 60B for the coincidence lines that do not pass through the predetermined area in the measurement space 11._B It is. The former projection data E_A Is a narrow region in the t-θ plane although it has a high sampling density, and the latter projection data E_B Are accumulated at a low sampling density.
[0042]
The image reconstruction unit 70 then transmits the projection data E transferred from the t-θ memory 60._A And E_B Based on the above, the spatial distribution of the occurrence frequency of electron-positron pair annihilation in the measurement space 11 is calculated and image reconstruction is performed. That is, projection data E_A Projection data E so that the sampling density is the same as the sampling density of_B And the interpolated projection data E_B And projection data E_A Based on the above, image reconstruction is performed. The image display unit 80 displays the image reconstructed by the image reconstruction unit 70.
[0043]
The PET according to this embodiment operates as follows. That is, when the subject 10 to which the RI source is administered is placed in the measurement space 11 in the ring 20, photon pairs are emitted inside the subject 10 as the electron-positron pair disappears. Among the photon pairs, a photon pair flying along the ring surface is a number of photon detectors D constituting the ring 20._k Any two photon detectors D (k = 1, 2, 3,..., N)_i And D_j , The photon detection signal indicating that a photon has been detected is sent to the two photon detectors D._i And D_j The signals are output from each of them and input to the coincidence counting circuit 30. The coincidence counting circuit 30 that inputs these photon detection signals determines whether or not photon pairs having a predetermined energy (511 keV) are detected at the same time. Two photon detectors D that detect the photon pair_i And D_j A detector identification signal pair (I, J) indicating each is output.
[0044]
And this detector identification signal pair (I, J) is t-θ set in the measurement space 11 by the t-θ converter 40 for the coincidence line indicated by the detector identification signal pair (I, J). It is converted into a coordinate value (T, θ ′) expressed in a polar coordinate system, further converted into an address corresponding to the coordinate value (T, θ ′), and this address is output from the t-θ conversion unit 40. Two photon detectors D that detect a photon pair upon conversion from the coordinate value to the address_i And D_j When the coincidence counting lines connecting the two pass through the subject 10, they are converted into corresponding addresses at a high sampling density, otherwise they are converted into corresponding addresses at a low sampling density.
[0045]
The address output from the t-θ converter 40 is input to the t-θ memory 60, and a fixed value is cumulatively added to the address in the t-θ memory 60. Here, if the coincidence counting line passes through the subject 10, a fixed value is cumulatively added to that address in the projection data storage area 60A of the t-θ memory 60, and the projection data E_A Is accumulated. On the contrary, when the coincidence counting line does not pass through the subject 10, a fixed value is cumulatively added to the address of the projection data storage area 60 </ b> B of the t-θ memory 60, and the projection data E_B Is accumulated.
[0046]
Projection data E stored in the projection data storage areas 60A and 60B of the t-θ memory 60, respectively._A And E_B Is transferred to the image reconstruction unit 70, and the transferred projection data E is transferred to the image reconstruction unit 70._A And E_B The image reconstruction unit 70 calculates the spatial distribution of the occurrence frequency of electron / positron pair annihilation in the measurement space 11 and reconstructs the image. The reconstructed image is displayed by the image display unit 80.
[0047]
Next, scattering correction performed based on the image reconstructed by the image reconstruction unit 70 will be described. The arithmetic processing in this scattering correction is, for example, processing performed by a host computer that also performs image reconstruction. FIG. 2 is a flowchart of scattering correction.
[0048]
First, in step S1, a point response function is acquired. This point response function is obtained as follows. That is, a container filled with water in a container having substantially the same shape as the subject 10 is placed at a position where the subject 10 is to be placed in the measurement space 11, and the RI radiation source is placed at the center position of the ring 20, The projection data is stored in the t-θ memory 60 by measuring in the same manner as when measuring the subject 10. At this time, the t-θ converter 40 accumulates projection data at a constant sampling density over the entire region of the t-θ memory 60. Then, the reconstructed image unit 70 reconstructs an image based on the projection data. The reconstructed image obtained in this way is called a point response function.
[0049]
In step S2 following step S1, a convolution of this point response function and the reconstructed image G0 obtained by the image reconstruction unit 70 is calculated, and in step S3, based on the convolution result obtained in step S2. The projection data E1 is calculated by back calculation. In step S4, actual projection data E0 (projection data E interpolated by the image reconstruction unit 70) is obtained._B And projection data E_A ) Is subtracted from the projection data E1 obtained in step S3. What is obtained as a result of the subtraction in step S4 is obtained by adding an error to the true projection data not including the scattering data.
[0050]
In step S5 following step S4, an image is reconstructed based on the projection data as a subtraction result in step S4 to calculate a reconstructed image G1, and in step S6, the reconstructed image G1 obtained in step S5 and the reconstructed image G1 are reconstructed. An error from the image G0 is obtained in a region other than the region occupied by the subject 10. In step S7, it is determined whether or not the error is less than the reference value ε. If it is determined that the error is less than the reference value ε, the scatter correction process ends. If not, the process proceeds to step S8. In step S8, the reconstructed image G1 calculated in step S5 is newly set as a reconstructed image G0, and the process returns to step S2.
[0051]
As described above, the loop process including steps S2 to S8 is repeated until the error becomes less than the reference value ε. However, in the second and subsequent processes in this loop process, the reconstructed image G0 referred to in each of steps S2 and S6 is the reconstructed image G1 calculated in step S5 in the previous process. Then, when it is determined in step S7 that the error is less than the reference value ε and the scattering correction processing is completed, the reconstructed image G0 (or G1) is based on the true projection data from which the scattered data is removed. The image is reconstructed. The reconstructed image subjected to this scattering correction is also displayed on the image display unit 80.
[0052]
In addition to the scattering coincidence count described above, factors that degrade the S / N ratio of the reconstructed image include photon absorption in the subject 10 and non-uniform sensitivity among the many photon detectors constituting the ring 20. . Therefore, in addition to scattering correction, it is also suitable to perform transmission measurement and blank measurement to perform absorption correction and sensitivity correction.
[0053]
Next, a method for detecting the contour of the subject 10 will be described. As a method for detecting the contour of the subject 10, it is also preferable to use an optical 3D scanner. A method of detecting the contour of the subject 10 using transmission data obtained by transmission measurement is also suitable. The latter will be described below. FIG. 3 is an explanatory diagram of a method for detecting the contour of the subject 10 using transmission data. FIG. 3A shows projection data in the θ ′ direction (transmission data T (t, θ ′)) in the polar coordinate system set in the measurement space 11 together with the subject 10, the calibration RI source 12 and the ring 20. FIG. 3B schematically shows the distribution of projection data (transmission data T (t, θ)) accumulated in the t-θ memory 60.
[0054]
Transmission measurement means that a subject 10 to which no RI source is administered is placed at the same position as in emission measurement (measurement of a photon pair generated from the subject 10 to which an RI source is administered), and the center axis of the ring 20 is centered. The measurement is performed by rotating the calibration RI source 12 around the subject 10. The transmission data refers to projection data accumulated in the t-θ memory 60 by the transmission measurement, and is data used when correcting photon absorption in the subject 10.
[0055]
As shown in this figure, the transmission data is the projection data (the range B in FIG. 3) for the coincidence line that does not pass through the area occupied by the subject 10. Compared with the projection data (range A in FIG. 3), the value is large and substantially uniform. Therefore, the contour of the subject 10 can be detected using this fact. The t-θ converter 40 uses the function t with the θ value as a variable for the contour of the subject 10 thus obtained._s(θ) and t_e(θ) is stored, and a coordinate value-to-address conversion table is prepared based on this function.
[0056]
As described above, in the PET according to the present embodiment, since the projection data is stored at a low sampling density for the coincidence counting line that does not pass through the region occupied by the subject 10, the image reconstruction is performed from the t-θ memory 60. The amount of projection data to be transferred to the unit 70 is small, and therefore the transfer time is short. For example, the diameter of the subject 10 is 1/3 of the diameter of the measurement space 11, the sampling density of the projection data storage area 60A is equivalent to the conventional one, and the sampling density of the projection data storage area 60B is the projection data storage. Assuming that the sampling density of the region 60A is 1/16, the amount of projection data to be transferred and the transfer time in the PET according to the present embodiment are compared with the case of the conventional PET,
1/3 + 1/16 ・ (1−1 / 3) = 3/8… (1)
become. Further, when the ring configuration is multi-layered and the subject 10 is small (for example, when the subject 10 is a small animal such as a rat), the diameter of the subject 10 is only smaller than the diameter of the measurement space 11. In addition, since the amount of projection data to be stored at a higher sampling density can be reduced by the projection data storage area 60A at the end layer of the ring, the amount of projection data to be transferred is further reduced and the transfer time is shortened. Is done.
[0057]
Moreover, in the PET according to the present embodiment, since projection data is also stored for coincidence counting lines that do not pass through the area occupied by the subject 10, scattering correction can be performed with high accuracy. Therefore, in the PET according to the present embodiment, a high-resolution reconstructed image equivalent to a reconstructed image obtained when projection data is accumulated at a high sampling density on all t-θ planes as in the conventional PET is obtained. can get.
[0058]
Next, a suitable example of the correspondence relationship (sampling density) of addresses to coordinate values in the t-θ conversion unit 40 will be described below with reference to FIGS. Each of these figures shows the sampling density distribution for the ring 20 and the slice plane of the subject 10 and the two orientations θ that form 90 degrees with each other, but the same applies to each θ orientation. is there.
[0059]
The sampling density distribution shown in FIG. 4 indicates the t value (t when the coincidence line passes through the area occupied by the subject 10 for each θ value._s(θ) <t <t_e(θ)) is dense, otherwise it is coarse. The t-θ conversion unit 40 prepares a correspondence relationship of addresses to coordinate values based on the contour of the subject 10.
[0060]
The sampling density distribution shown in FIG. 5 indicates that each θ value has a t value (t when the coincidence line passes through a region obtained by adding a region having a constant width Δt to a region occupied by the subject 10._s(θ) −Δt <t <t_eIt is dense for (θ) + Δt), otherwise it is coarse. The t-θ conversion unit 40 prepares a correspondence relationship of addresses to coordinate values based on an area obtained by extending the contour of the subject 10 by a certain width Δt.
[0061]
The sampling density distribution shown in FIG. 6 indicates the t value (t when the coincidence line passes through the area occupied by the subject 10 for each θ value._s(θ) <t <t_e(θ)), and the t value (t <t) when the coincidence line does not pass through a region obtained by adding a region having a constant width Δt to a region occupied by the subject 10._s(θ) −Δt, t_et is a rough value for (θ) + Δt <t), and the t value when the coincidence counting line passes through the other region (t_s(θ) −Δt <t <t_s(θ), t_e(θ) <t <t_e(θ) + Δt) gradually decreases and increases. The t-θ conversion unit 40 prepares a correspondence relationship of addresses to coordinate values based on the contour of the subject 10 and an expanded area.
[0062]
The sampling density distribution shown in FIG. 7 indicates the t value (t when the coincidence line passes through the area occupied by the subject 10 for each θ value._s(θ) <t <t_e(θ)) is dense, and gradually becomes rougher as the distance from this region increases. The t-θ conversion unit 40 prepares a correspondence relationship of addresses to coordinate values based on the contour of the subject 10 and the distance from the contour.
[0063]
When projection data is accumulated according to the sampling densities shown in FIGS. 5 to 7, a high-resolution reconstructed image can be obtained over the entire subject. That is, the high resolution region and the low resolution region in the reconstructed image do not change suddenly at the boundary of the sampling density of the coincidence line, but gradually change over a constant width region on both sides of the boundary. is there. Therefore, the range in which projection data is accumulated at a high sampling density is assumed to be expanded by a certain width in the periphery in addition to the area occupied by the subject, and projections accumulated at a high sampling density for coincidence counting lines that pass through this expanded area. If the image is reconstructed based on the data, a high-resolution reconstructed image can be obtained over the entire subject.
[0064]
4 to 7 described above show a preferable example of the sampling density distribution by paying attention to the subject 10, but a region of interest (for example, a visual field) that is a partial region in the subject (for example, the head) 10. The same applies to the sampling density distribution when attention is paid to). For example, the sampling density distribution shown in FIG. 8 corresponds to that shown in FIG. 4, and for each θ value, the t value when the coincidence counting line passes through the attention area 10A in the subject 10 is shown. It is dense, otherwise it is coarse. However, there are other suitable examples of the sampling density distribution when attention is paid to the attention area in the subject 10, as shown in FIGS.
[0065]
The sampling density distribution shown in FIG. 9 indicates the t value (t when the coincidence counting line passes through the attention area 10A for each θ value._s1(θ) <t <t_e1(θ)), and the t value when the coincidence counting line does not pass through the area occupied by the subject 10 (t <t_s2(θ), t_e2(θ) <t) is rough, and the t value (t when the coincidence counting line does not pass through the attention area 10A but passes through the subject 10 (t_s2(θ) <t <t_s1(θ), t_e1(θ) <t <t_e2(θ)) is an intermediate density. Further, the sampling density distribution shown in FIG. 10 indicates that each θ value has a t value (t when the coincidence counting line does not pass through the attention area 10A but passes through the subject 10._s2(θ) <t <t_s1(θ), t_e1(θ) <t <t_e2(θ)) gradually increases and decreases. The function t_s1(θ) and t_e1(θ) represents the contour line of the attention area 10A, and the function t_s2(θ) and t_e2(θ) represents the outline of the subject 10, respectively.
[0066]
9 and 10, the t-θ conversion unit 40 prepares a correspondence relationship of addresses to coordinate values based on the contours of the subject 10 and the attention area 10A. Note that the attention area 10A exists inside the subject 10 and its contour cannot be detected. For example, when a brain activation experiment is performed using PET, the subject (head) There is no problem because it is known in advance which area in 10 is activated.
[0067]
In any sampling density distribution described above, projection data is accumulated at a high sampling density for the coincidence counting line passing through the subject 10 (or the attention area 10A). Therefore, the reconstructed image obtained by the image reconstruction unit 70 is The subject 10 (or the attention area 10A) has a high resolution. However, the reconstructed image obtained based on the projection data accumulated according to the sampling density distribution shown in FIG. 9 or FIG. 10 has a high resolution for the attention area 10A, and for the area of the subject 10 other than the attention area 10A. The resolution is medium and the area other than the subject 10 is low resolution. On the other hand, since the projection data is accumulated at a low sampling density for the coincidence counting line that does not pass through the region occupied by the subject 10, the projection data amount is small compared with the conventional PET that accumulates uniformly and densely, and t−θ. The capacity of the memory 60 is small, and the time required for transferring projection data from the t-θ memory 60 to the image reconstruction unit 70 is short. Furthermore, a reconstructed image with a high S / N ratio can be obtained by performing scattering correction based on the projection data accumulated for the coincidence counting lines that do not pass through the area occupied by the subject 10 (or the attention area 10A).
[0068]
(Second Embodiment)
Next, a second embodiment will be described. FIG. 11 is a configuration diagram of a positron CT apparatus according to the second embodiment. Compared with the PET according to the first embodiment, the PET according to the present embodiment replaces the t-θ conversion unit 40 and the t-θ memory 60 with each other, and the t-θ conversion unit 41 and the t-θ memory 61. It differs in that each is provided.
[0069]
The t-θ conversion unit 41 receives the detector identification signal pair (I, J) output from the coincidence counting circuit 30 in the same manner as the t-θ conversion unit 40 in the first embodiment. The coordinate value (T, θ) expressed in the t-θ polar coordinate system set in the measurement space 11 for the coincidence counting line connecting the two photon detectors that have detected the photon pair indicated by the identification signal pair (I, J). '), And further, this coordinate value (T, θ') is converted into an address on the t-θ memory 61 according to a predetermined correspondence, and the address is output. However, in the present embodiment, the address correspondence relationship (sampling density) with respect to the coordinate values in the t-θ conversion unit 41 is the T value of the coordinate values (T, θ ′).
t_min ≦ T ≦ t_max    … (2)
When the relational expression is satisfied, the number of addresses per unit area on the t-θ plane is larger than that when the relational expression is not satisfied. The density difference in the sampling density may be provided for both the t coordinate and the θ coordinate, or may be provided for any one of these.
[0070]
Where t_min Value and t_max Both values are constant values that do not depend on the θ value, and are determined so that the T value obtained by the t-θ conversion unit 41 for the coincidence counting line passing through the area occupied by the subject 10 always satisfies the equation (2). Value. That is, this t_min Value and t_max Each value is determined as a minimum value (or less) and a maximum value (or more) of the t coordinate value of the contour line based on the contour represented on the t-θ plane of the subject 10. . This means that the sampling density varies depending on whether or not the coincidence counting line passes through a spherical area including the area occupied by the subject 10.
[0071]
Further, a t-θ memory (projection data storage means) 61 for storing projection data cumulatively adds a fixed value to the address output from the t-θ conversion unit 41, and the photon pair generated in the measurement space 11. Projection data is accumulated. The projection data storage area of the t-θ memory 61 can be divided into two or more (two in this embodiment) projection data storage areas 61A and 61B. Note that the t-θ memory 61 shown in FIG. 11 also schematically shows the distribution of projection data on the t-θ plane for each of the projection data storage regions 61A and 61B.
[0072]
One projection data storage area 61A accumulates and adds a constant value to the address output from the t-θ converter 40 for the coincidence counting line satisfying the expression (2)._A Accumulate. The other projection data storage area 61B accumulates and adds a fixed value to the address output from the t-θ converter 40 for the coincidence counting line that does not satisfy the expression (2)._B Accumulate.
[0073]
Therefore, even in the PET according to the present embodiment, the projection data storage area 61A has projection data relating to the true coincidence and scattering coincidence of photon pairs generated as a result of the annihilation of electron / positron pairs in a predetermined area in the measurement space 11. E_A Are accumulated at a high sampling density. On the other hand, the projection data storage area 61B has projection data E related to the scattering coincidence counting._B Are accumulated at a low sampling density.
[0074]
The action of the PET according to the present embodiment is substantially the same as that of the first embodiment. However, in the first embodiment, the sampling density according to whether or not the coincidence counting line represented by the detector identification signal pair (I, J) output from the coincidence counting circuit 30 passes through the subject 10, While a fixed value is cumulatively added to one of the two projection data storage areas 60A and 60B of the t-θ memory 60 and projection data is stored, in this embodiment, the coincidence counting line is set to the t-θ polar coordinate system. Of the two projection data storage areas 61A and 61B of the t-θ memory 61 at a sampling density according to whether or not the T value of the coordinate values (T, θ ′) expressed by It is different in that projection data is accumulated by accumulating constant values.
[0075]
Therefore, also in this embodiment, the amount of projection data stored in the t-θ memory 61 is smaller than that of the conventional PET, and the capacity of the t-θ memory 61 is small. The amount of projection data transferred to the image reconstruction unit 70 is small and the transfer time is short. Also, highly accurate scattering correction can be performed. Compared with the first embodiment, the present embodiment is simple in the contents of the conversion process to the address in the t-θ conversion unit 41, but on the other hand, the projection data storage area which is a high sampling density area. The amount of projection data stored in 61A is large. However, when the subject 10 is cut in parallel with the slice surface of the ring 20, the cross-sectional shape is substantially circular, and the subject 10 is positioned so that the center of the subject 10 is located on the central axis of the ring 20. When is placed, the difference in effect between this embodiment and the first embodiment is slight.
[0076]
(Third embodiment)
Next, a third embodiment will be described. FIG. 12 is a configuration diagram of a positron CT apparatus according to the third embodiment.
[0077]
The PET according to this embodiment is 3D-PET, and the ring 22 includes a measurement space 11 in which the subject 10 is placed, and a large number of photon detectors that detect incident photons are ring-shaped around the central axis. In addition, the inter-slice collimator is removed by being arranged in multiple layers in the central axis direction. These photon detectors detect photons that have entered the measurement space 11 with the light-receiving surface directed in the direction of the measurement space 11. A signal line is provided between each of the photon detectors and the coincidence counting circuit 32, and a photon detection signal corresponding to the energy of the detected photon is transmitted from the photon detector that has detected the photons to the coincidence counting circuit 32. Sent.
[0078]
The coincidence counting circuit 32 for inputting the photon detection signal output from each of the photon detectors has two photon detectors D in the ring 22._i And D_j Recognizes that the photon pair having a predetermined energy (511 keV) generated along with the annihilation of the electron-positron pair is detected by energy discrimination, and these two photon detectors D at that time_i And D_j Detector identification signals I and J, respectively, and their two photon detectors D_i And D_j A difference signal RD (Ring Difference) between the two single-layer rings to which each belongs belongs.
[0079]
An xy- [theta]-[phi] conversion unit (coordinate conversion means) 42 for inputting the detector identification signal pair (I, J) and the ring difference signal RD output from the coincidence circuit 32 is provided with a detector identification signal pair ( Two photon detectors D that detect the photon pair indicated by I, J)_i And D_j Are converted into coordinate values (x, y, θ, φ) expressed in the xy-θ-φ polar coordinate system set in the measurement space 11, and the coordinate values (x , Y, θ, φ) are converted into addresses on the xy-θ-φ memory 62 in accordance with a predetermined correspondence, and the addresses are output. Here, θ and φ represent the azimuth of the coincidence line (broken arrows in the figure), and x and y represent the position in the orthogonal coordinate system on the projection plane perpendicular to the coincidence line (Projection Plane). To express.
[0080]
The conversion from the coordinate value to the address in the xy-θ-φ conversion unit 42 is performed based on the following determination. That is, the xy-θ-φ conversion unit 42 determines a region through which the coincidence counting line represented by the coordinate values (x, y, θ, φ) passes in the measurement space 11. For example, it is determined whether or not the coincidence counting line passes through the subject 10 placed in the measurement space 11. Alternatively, it may be determined whether or not the coincidence counting line passes through the attention area of the subject 10. The xy-θ-φ converter 42 may determine the pass region based on the detector identification signal pair (I, J) and the inter-ring difference signal RD.
[0081]
In the present embodiment, when converting to an address corresponding to the passage area of the coincidence line, the contour of the subject 10 is detected in the same manner as in the first embodiment, and xy-θ- The φ conversion unit 42 stores the contour of the subject 10 as a curve on the xy plane for each (θ, φ) orientation, and the point indicated by the coordinate value (x, y, θ, φ) It is determined whether or not the coincidence line passes through the area occupied by the subject 10 depending on whether or not the curve is inside the curve.
[0082]
Then, the xy-θ-φ conversion unit 42 has a density distribution regarding the address correspondence relationship (sampling density) with respect to the coordinate values, and determines that the coincidence counting line passes through the area occupied by the subject 10. The sampling density is denser than otherwise, that is, the number of addresses per unit volume in the xy-θ-φ space is larger. The coarse / dense difference in the correspondence relationship of the addresses to the coordinate values (x, y, θ, φ) between the projection data storage areas 62A and 62B may be provided for all of the x coordinate, y coordinate, θ coordinate, and φ coordinate. Alternatively, some of these may be provided.
[0083]
The sampling density distribution in the xy-θ-φ converter 42 of 3D-PET according to the present embodiment is also the one in the t-θ converter 40 of 2D-PET according to the first embodiment (FIGS. 4 to 4). The thing similar to FIG. 10) is suitable. However, the sampling density distribution in the case of 2D-PET was expressed as a function of the variable t for each θ value, but the sampling density distribution in the case of 3D-PET has a variable x for each (θ, φ) orientation. And as a function of y.
[0084]
An xy-θ-φ memory (projection data storage means) 62 that accumulates projection data accumulates and adds a fixed value to the address output from the xy-θ-φ conversion unit 42, and then in the measurement space 11. Projection data for the generated photon pairs is accumulated. The projection data storage area of the xy-θ-φ memory 62 can be divided into two or more (two in this embodiment) projection data storage areas 62A and 62B. In the xy- [theta]-[phi] memory 62 shown in FIG. 12, each of the projection data storage areas 62A and 62B has x- in each of two ([theta], [phi]) orientations and ([theta] ', [phi]') orientations. Although the distribution of projection data on the y plane is schematically shown, actually, projection data on the xy plane is accumulated for each (θ, φ) orientation.
[0085]
One projection data storage area 62A is an xy-θ-φ conversion unit 42 for a coincidence line passing through a predetermined area (an area occupied by the subject 10 or an attention area in the subject 10) in the measurement space 11. Projection data E by accumulating a fixed value to the address output from_A Accumulate. The other projection data storage area 62B accumulates and adds a fixed value to the address output from the xy-θ-φ converter 42 for the coincidence counting line that does not pass through the predetermined area._B Accumulate.
[0086]
Therefore, in the projection data storage area 62A, projection data E relating to the true coincidence and scattering coincidence of the photon pairs generated in association with the annihilation of the electron-positron pair in the predetermined area in the measurement space 11 is stored._A Are accumulated at a high sampling density. On the other hand, the projection data storage area 62B has projection data E related to the scattering coincidence count._B Are accumulated at a low sampling density.
[0087]
Projection data E stored in the projection data storage areas 62A and 62B of the xy-θ-φ memory 62, respectively._A And E_B Are transferred to an image reconstruction unit (for example, a host computer) 72. Here, the projection data transferred from the xy-θ-φ memory 62 to the image reconstruction unit 72 is the projection stored in the projection data storage area 62A for the coincidence lines passing through a predetermined area in the measurement space 11. Data E_A , And projection data E stored in the projection data storage area 62B for the coincidence counting lines that do not pass through the predetermined area in the measurement space 11._B It is. The former projection data E_A Is a narrow region in the xy-θ-φ space, although it has a high sampling density, and the latter projection data E_B Are accumulated at a low sampling density.
[0088]
Then, the image reconstruction unit 72 outputs the projection data E transferred from the xy-θ-φ memory 62._A And E_B Based on the above, the spatial distribution of the occurrence frequency of electron-positron pair annihilation in the measurement space 11 is calculated and image reconstruction is performed. That is, projection data E_A Projection data E so that the sampling density is the same as the sampling density of_B And the interpolated projection data E_B And projection data E_A Based on the above, image reconstruction is performed. The image display unit 82 displays the image reconstructed by the image reconstruction unit 72.
[0089]
The PET according to this embodiment operates as follows. That is, when the subject 10 to which the RI source is administered is placed in the measurement space 11 in the ring 22, photon pairs are emitted inside the subject 10 as the electron-positron pair disappears. Any two photon detectors D among the many photon detectors whose photon pairs form the ring 22_i And D_j , The photon detection signal indicating that a photon has been detected is sent to the two photon detectors D._i And D_j The signals are output from each of them and input to the coincidence counting circuit 32. The coincidence counting circuit 32 that inputs these photon detection signals determines whether or not a photon pair having a predetermined energy (511 keV) has been detected at the same time, and if it is determined to be coincidence, Two photon detectors D that detect the photon pair_i And D_j A detector identification signal pair (I, J) indicating each, and an inter-ring difference signal RD are output.
[0090]
Then, the detector identification signal pair (I, J) and the inter-ring difference signal RD are inputted by the xy-θ-φ converter 42 which inputs the detector identification signal pair (I, J) and the inter-ring difference signal RD. Is converted into coordinate values (x, y, θ, φ) expressed in the xy-θ-φ polar coordinate system set in the measurement space 11, and the coordinate values (x, y , Θ, φ), and this address is output from the xy-θ-φ converter 42. Two photon detectors D that detect a photon pair upon conversion from the coordinate value to the address_i And D_j When the coincidence counting lines connecting the two pass through the subject 10, they are converted into corresponding addresses at a high sampling density, otherwise they are converted into corresponding addresses at a low sampling density.
[0091]
The address output from the xy-θ-φ converter 42 is input to the xy-θ-φ memory 62, and a fixed value is cumulatively added to the address in the xy-θ-φ memory 62. The Here, if the coincidence counting line passes through the subject 10, a fixed value is cumulatively added to that address in the projection data storage area 62A of the xy-.theta .-. Phi._A Is accumulated. On the other hand, if the coincidence counting line does not pass through the subject 10, a fixed value is cumulatively added to that address in the projection data storage area 62B of the xy-θ-φ memory 62, and the projection data E_B Is accumulated.
[0092]
Projection data E stored in the projection data storage areas 62A and 62B of the xy-θ-φ memory 62, respectively._A And E_B Is transferred to the image reconstruction unit 72, and the transferred projection data E is transferred to the image reconstruction unit 72._A And E_B The image reconstruction unit 72 calculates the spatial distribution of the occurrence frequency of electron / positron pair annihilation in the measurement space 11 and reconstructs the image. The reconstructed image is displayed by the image display unit 82.
[0093]
As described above, in the PET according to the present embodiment, as in the case of the first embodiment, projection data is accumulated at a low sampling density for the coincidence line that does not pass through the area occupied by the subject 10. Therefore, the amount of projection data to be transferred from the xy-θ-φ memory 62 to the image reconstruction unit 72 is small, and therefore the transfer time is short. In particular, in the present embodiment, 3D-PET is used, and the amount of projection data to be accumulated is much larger than that in the case of 2D-PET. Therefore, the effects of reducing the amount of projection data and shortening the projection data transfer time are great.
[0094]
That is, for example, when the subject 10 is a small animal such as a rat, the size of the subject 10 in the ring axis direction is smaller than the thickness of the ring, and the diameter of the subject 10 is smaller than the diameter of the measurement space 11. When it is small, the projection data to be accumulated at a high sampling density is the center of the (xy) plane on each xy plane as shown schematically in the projection data accumulation area 62A of FIG. Accumulated only in certain areas. Therefore, compared with the case of the first embodiment, the ratio of the amount of projection data to be accumulated at a high sampling density by the projection data accumulation area 62A is small, and the projection data amount is reduced and the projection data transfer time is shortened. The effect is great. In general, the axial thickness of the 3D-PET ring is thicker than that of the 2D-PET ring, so this effect is even greater.
[0095]
Also in the PET according to the present embodiment, since projection data is also stored for coincidence counting lines that do not pass through the area occupied by the subject 10, scattering correction can be performed with high accuracy. Therefore, the PET according to the present embodiment also has a high resolution equivalent to that of a reconstructed image obtained when projection data is accumulated at a high sampling density in all xy-θ-φ spaces as in the conventional PET. A reconstructed image is obtained.
[0096]
(Fourth embodiment)
Next, a fourth embodiment will be described. FIG. 13 is a configuration diagram of a ring in a positron CT apparatus according to the fourth embodiment.
[0097]
The overall configuration of the PET according to this embodiment is the same as that of the third embodiment. However, in this embodiment, the subject 10 placed in the measurement space 11 in the PET ring 22 is the head of a subject (person or other animal), and the attention area 10A to be observed by this PET is The visual cortex at the back of the head. That is, in this embodiment, a brain activation experiment is performed on the attention area (visual cortex) 10A.
[0098]
For example, while showing a simple figure such as ○ and X, a landscape / pattern, etc. to the subject (subject) 10, the region of interest (visual cortex) 10A is measured by PET, and projection data is accumulated. Based on the projection data To obtain a reconstructed image. On the other hand, without showing anything to the subject (subject) 10, the attention area (visual cortex) 10A is measured by PET and projection data is accumulated, and a reconstructed image is obtained based on the projection data. Then, subtraction is performed between these two reconstructed images, and based on the subtraction result, a region in the brain of the subject (subject) 10 is activated by the visual stimulus. Such an experiment or test is called brain activation experiment.
[0099]
In this brain activation experiment, depending on the contents of the visual stimulus given to the subject (subject) 10, or depending on the subject (subject) 10, the time in which the attention area (visual cortex) 10A is strongly activated is from several tens of milliseconds. It is often as short as a few seconds. In the case of repeated measurement, the subject (subject) 10 may become accustomed to the visual stimulus and the brain activation may be weakened. Therefore, shortening of the measurement time by PET is strongly desired.
[0100]
On the other hand, in order to reconstruct an image based on projection data, it is necessary to accumulate projection data for coincidence counting lines passing through the subject (subject) 10 as well as the region of interest (visual cortex) 10A. In order to do this, it is necessary to accumulate projection data for coincidence counting lines that do not pass through the area occupied by the subject (subject) 10.
[0101]
Therefore, when it is known in advance which region in the brain is to be activated as in the case where a brain activation experiment is performed as a test, the xy-θ-φ conversion unit 42 selects the region of interest (visual cortex). ) The coordinate value (x, y, θ, φ) representing the coincidence line is converted into an address at a different sampling density depending on whether or not the coincidence line passes through the area occupied by 10A, and the projection data accumulation area 62A Stores the projection data for the coincidence lines passing through the area occupied by the attention area (visual cortex) 10A at a high sampling density, and the projection data accumulation area 62B does not pass through the area occupied by the attention area (visual cortex) 10A. For the coincidence line, projection data may be stored at a low sampling density. If the image reconstruction is performed based on the projection data accumulated in this way, the total amount of the projection data can be reduced. On the other hand, the obtained reconstruction image has a high S / N ratio after being subjected to scattering correction. Thus, the attention area (visual cortex) 10A has a high resolution.
[0102]
The present invention is not limited to the above embodiment, and various modifications can be made. For example, even in the case of 3D-PET described in the third and fourth embodiments, as in the case of the second embodiment, the xy-θ-φ conversion unit Depending on whether the coincidence line passes through the area occupied by the subject or the spherical area including the attention area, not depending on whether the coincidence line passes through the region of interest, The coordinate values (x, y, θ, φ) representing the coincidence line may be converted into addresses.
[0103]
Further, it is preferable that the t-θ memory and the xy-θ-φ memory can freely set the distribution of the sampling density when converting the coordinate value representing the coincidence counting line into the address. In this case, if the shape and size differ depending on the subject, or if the position and area of interest differ even for the same subject, projection data is stored at a high sampling density accordingly. The power area can be set appropriately.
[0104]
【The invention's effect】
As described above in detail, according to the present invention, a pair of photon detectors among a large number of photon detectors constituting a ring causes an electron / positron pair annihilation in a measurement space in the ring. When a photon pair generated in this way is detected, a coordinate conversion means (t-θ conversion unit, xy-θ-φ conversion unit) uses a polar coordinate system for a coincidence line connecting the pair of photon detectors to each other. The expressed coordinate values are converted into addresses according to a predetermined correspondence, and the addresses are output. A fixed value is cumulatively added to the address output from the coordinate conversion means in any of two or more predetermined number of projection data storage areas of the projection data storage means (t-θ memory, xy-θ-φ memory). Projection data is accumulated. Then, based on the projection data stored in each of the predetermined number of projection data storage areas of the projection data storage means, the image reconstruction means calculates the spatial distribution of the occurrence frequency of electron-positron pair annihilation in the measurement space and reconstructs it. An image is obtained.
[0105]
Here, in the coordinate conversion means, the correspondence relationship of the addresses to the coordinate values indicating the position and orientation of the coincidence counting line has a dense distribution, so the correspondence relationships of the addresses to all the coordinate values are uniformly dense. Compared to the conventional case, the amount of projection data to be transferred from the projection data storage means to the image reconstruction means is small, and the time required for the transfer is short. Therefore, the frame time can be shortened in dynamic measurement. Further, the reconstructed image obtained by the image reconstructing means is based on the projection data accumulated in the dense projection data accumulation region among the reconstructed images obtained by the image reconstruction means, although the projection data amount is reduced as compared with the conventional case. As for the portion (subject image or portion of the attention area), a high-resolution one can be obtained, and if a scatter correction is performed, a reconstructed image having a high S / N ratio comparable to that in the conventional case can be obtained. .
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a configuration diagram of a positron CT apparatus according to a first embodiment.
FIG. 2 is a flowchart of scattering correction.
FIG. 3 is an explanatory diagram of a method for detecting a contour of a subject.
FIG. 4 is an explanatory diagram of a first preferred example of a correspondence relationship of addresses to coordinate values in a t-θ conversion unit.
FIG. 5 is an explanatory diagram of a second preferred example of the correspondence relationship of addresses to coordinate values in a t-θ conversion unit.
FIG. 6 is an explanatory diagram of a third preferred example of a correspondence relationship of addresses to coordinate values in a t-θ conversion unit.
FIG. 7 is an explanatory diagram of a fourth preferred example of the correspondence relationship of addresses to coordinate values in a t-θ conversion unit.
FIG. 8 is an explanatory diagram of a fifth preferred example of the correspondence relationship of addresses to coordinate values in a t-θ conversion unit.
FIG. 9 is an explanatory diagram of a sixth preferred example of the correspondence relationship of addresses to coordinate values in a t-θ conversion unit.
FIG. 10 is an explanatory diagram of a seventh preferred example of the correspondence relationship of addresses to coordinate values in a t-θ conversion unit.
FIG. 11 is a configuration diagram of a positron CT apparatus according to a second embodiment.
FIG. 12 is a configuration diagram of a positron CT apparatus according to a third embodiment.
FIG. 13 is a configuration diagram of a ring in a positron CT apparatus according to a fourth embodiment.
FIG. 14 is an explanatory diagram of scattering coincidence counting.
[Explanation of symbols]
DESCRIPTION OF SYMBOLS 10 ... Subject, 10A ... Region of interest, 11 ... Measurement space, 12 ... RI source for calibration, 20, 22 ... Ring, 30, 32 ... Simultaneous counting circuit, 40, 41 ... t- [theta] converter, 42 ... x- y- [theta]-[phi] conversion unit, 60 ... t- [theta] memory, 60A, 60B ... projection data storage area, 61 ... t- [theta] memory, 61A, 61B ... projection data storage area, 62 ... xy- [theta]-[phi] memory. 62A, 62B ... projection data storage area, 70, 72 ... image reconstruction unit, 80, 82 ... image display unit.

Claims

A ring in which a plurality of photon detectors each outputting a photon detection signal corresponding to the energy of the incident photon are arranged surrounding the measurement space;
The photon detection signal is input, the photon pair generated by the electron-positron pair annihilation in the measurement space is energy-discriminated, and a detector identification signal indicating a photon detector pair that has detected each photon of the photon pair is output. A coincidence circuit;
In accordance with the correspondence relationship in which the addresses for the coordinate values in the polar coordinate system set in the measurement space have a density distribution, the coordinate values expressed in the polar coordinate system for the coincidence lines connecting the photon detector pairs indicated by the detector identification signal to each other Coordinate conversion means for outputting a corresponding address;
Projection data storage means for accumulating projection data by accumulating a fixed value in the address output from the coordinate conversion means;
Based on the projection data stored in the projection data storage means, image reconstruction means for calculating the spatial distribution of the occurrence frequency of electron-positron pair annihilation in the measurement space and performing image reconstruction;
Equipped with a,
The coordinate conversion means includes
The coordinate value when the coincidence line passes through the predetermined area according to whether or not the coincidence line connecting the photon detector pair indicated by the detector identification signal passes through the predetermined area in the measurement space. Is more dense than the correspondence of the address to the coordinate value when the coincidence counting line does not pass through the predetermined area,
According to the correspondence, the address corresponding to the coordinate value is uniquely determined and output,
A positron CT apparatus characterized by that.

The positron CT apparatus according to claim 1, further comprising scatter correction means for performing scatter correction based on the image of the spatial distribution reconstructed by the image reconstruction means.

A contour detecting means for detecting a contour of the subject placed in the measurement space;
The coordinate conversion means has the density distribution based on the contour detected by the contour detection means.
The positron CT apparatus according to claim 1.

2. The positron CT apparatus according to claim 1, wherein the coordinate conversion means can be freely set with respect to the density distribution.

Said coordinate transforming means, the measuring and the predetermined area any area subject occupied placed or region of interest in the subject in the space, it positron CT apparatus according to claim 1, wherein.

The coordinate conversion unit is characterized in that an area that is occupied by a subject placed in the measurement space or an area obtained by adding a constant width area around any area of interest in the subject is defined as the predetermined area. The positron CT apparatus according to claim 1 .

Said coordinate transforming means, a spherical region of the predetermined region including the one region of interest of the measurement region or within the object placed subject occupies in space, it claim 1, wherein Positron CT system.

Said coordinate transforming means, the density of the correspondence is stepwise varied at a boundary of the predetermined area, positron CT apparatus according to claim 1, wherein a.

Said coordinate transforming means, the density of the relationship varies gradually over the vicinity of the center of the predetermined region on the periphery of the measurement space, positron CT apparatus according to claim 1, wherein a.

Said coordinate converting means, the correspondence relationship density gradually changes in certain width region near the boundary of the predetermined area, positron CT apparatus according to claim 1, wherein a.