JP4336596B2 - Positron CT system - Google Patents
Positron CT system Download PDFInfo
- Publication number
- JP4336596B2 JP4336596B2 JP2004045706A JP2004045706A JP4336596B2 JP 4336596 B2 JP4336596 B2 JP 4336596B2 JP 2004045706 A JP2004045706 A JP 2004045706A JP 2004045706 A JP2004045706 A JP 2004045706A JP 4336596 B2 JP4336596 B2 JP 4336596B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- ring
- data
- detector
- subject
- collected
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Lifetime
Links
Images
Landscapes
- Nuclear Medicine (AREA)
Description
この発明は、被検体内に分布するポジトロン放出性RI(ラジオアイソトープ)の分布画像を撮影するポジトロンCT装置に関する。 The present invention relates to a positron CT apparatus that captures a distribution image of positron-emitting RI (radioisotope) distributed in a subject.
ポジトロンCT装置では、被検体内のRIから放出されたポジトロンが消滅するときに180°反対方向に放射する2つのガンマ線を同時計数してデータ(エミッションデータ)を収集し、このデータを計算することによってRIの分布画像を求めるものである。ガンマ線は被検体内を通って外に放射されるため、体内で吸収される。そのため、この吸収を補正することが必要である。この吸収補正のためのデータを得るために、被検体外部にポジトロン放出性の線源を置き、被検体を通ったガンマ線のデータ(トランスミッション)を収集するようにしている。 The positron CT system collects data (emission data) by simultaneously counting two gamma rays emitted in the opposite direction of 180 ° when the positron emitted from the RI in the subject disappears, and calculates this data. Is used to obtain an RI distribution image. Since gamma rays are emitted outside through the subject, they are absorbed in the body. Therefore, it is necessary to correct this absorption. In order to obtain data for correction of absorption, a positron emitting radiation source is placed outside the subject, and gamma ray data (transmission) passing through the subject is collected.
従来では、エミッションデータを収集するための検出器を用いてトランスミッションデータを収集しており、これらのデータを別々の時間に収集する方法と、同時に収集する方法とがとられていた。前者は、RI投与前の被検体の周囲に線源を配置してトランスミッションデータを収集した後、被検体にRIを投与し、上記の線源を取り除いた状態でエミッションデータを収集するというものである。後者は、下記の特許文献1に示されているように、RIの投与された被検体の周囲に線源を配置し、トランスミッションデータの収集とエミッションデータの収集と同時に行うものである。
検出器としては、放射線検出器をリング型に並べたリング型検出器が用いられ、これを中心軸方向の多層に重ねたマルチリング型検出器も用いられる。マルチリング型検出器を用いる場合は、対向するすべてのリング検出器間の同時計数データを収集することにより被検体の体軸方向に広いボリュームでの撮影つまり3次元画像の撮影(3DポジトロンCT撮影)が可能であるが、さらに体軸方向に広いボリュームの撮影を行うには検出器に対して被検体を相対的に移動させる。その移動量は検出器の体軸方向視野幅とするかあるいは指定したオーバーラップ幅を除いた幅として、その移動量ずつベッドあるいは検出器側を移動させ、その各ポジションごとにデータ収集し、独立したデータマトリクスにデータを格納して、各ポジションごとに画像再構成する。 As the detector, a ring detector in which radiation detectors are arranged in a ring shape is used, and a multi-ring detector in which these are stacked in a multilayer in the central axis direction is also used. When a multi-ring type detector is used, the simultaneous count data between all the ring detectors facing each other is collected to capture a wide volume in the body axis direction of the subject, that is, a 3D image (3D positron CT imaging). However, in order to capture a larger volume in the body axis direction, the subject is moved relative to the detector. The amount of movement is the field width of the detector in the body axis direction or the width excluding the specified overlap width, and the bed or detector side is moved by the amount of movement, and data is collected for each position independently. The data is stored in the data matrix and the image is reconstructed for each position.
しかしながら、従来のポジトロンCT装置では問題がある。吸収補正のためのトランスミッションデータを、エミッションデータの収集とは別の時間に収集する場合には、全体の検査時間が増大するという問題が生じる。また、トランスミッションデータの収集とエミッションデータの収集と同時に行えば、検査時間は短縮できるが、共通の検出器で同時にガンマ線を検出するため、両方のデータが互いに影響されやすく、外部線源強度を高くできず、高計数率でトランスミッションデータを収集することができないという欠点がある。さらに、同時にデータ収集しても、吸収補正は後処理で行う必要があり、リアルタイムで補正することができない。 However, there are problems with the conventional positron CT apparatus. When transmission data for absorption correction is collected at a time different from the collection of emission data, there arises a problem that the entire inspection time increases. If the transmission data collection and emission data collection are performed simultaneously, the inspection time can be shortened. However, since gamma rays are detected simultaneously by a common detector, both data are easily affected by each other and the external source intensity is increased. The transmission data cannot be collected at a high count rate. Furthermore, even if data is collected at the same time, absorption correction must be performed by post-processing, and cannot be corrected in real time.
また、従来の、マルチリング型検出器を用いた3DポジトロンCT装置では、体軸方向に広い視野の撮影を行う場合に、体軸方向に感度むらが生じるという問題がある。マルチリング型検出器では、軸方向の感度分布は視野の中心部ほど高く、周辺ほど低くなっており、そのため、各ポジションごとに再構成した画像を体軸方向に並べただけでは、体軸方向の感度むらの影響で、とくにサジタル像やコロナル像などの体軸に平行な平面像での画像劣化が顕著で、診断能の低下を来たす。これを軽減するために各ポジション間のオーバーラップ幅を大きくすると、無駄なデータの収集が多くなり、メモリの利用効率が低下する。また、画像再構成に用いるデータの範囲を、少ない層数のリング型検出器からのものに限定すれば感度むらは少なくなるが、全体の感度が低下し、3D収集のメリットが生かせない。 In addition, in the conventional 3D positron CT apparatus using a multi-ring detector, there is a problem that sensitivity unevenness occurs in the body axis direction when photographing a wide field of view in the body axis direction. In multi-ring detectors, the sensitivity distribution in the axial direction is higher at the center of the field of view and lower at the periphery. Therefore, simply aligning the reconstructed images for each position in the body axis direction Due to the sensitivity variation, image degradation is particularly noticeable in planar images parallel to the body axis, such as sagittal images and coronal images, resulting in a decrease in diagnostic ability. If the overlap width between the positions is increased in order to reduce this, useless data collection increases, and the memory utilization efficiency decreases. Further, if the range of data used for image reconstruction is limited to that from a ring-type detector having a small number of layers, the sensitivity unevenness is reduced, but the overall sensitivity is lowered, and the advantage of 3D acquisition cannot be utilized.
この発明は、上記に鑑み、改善したポジトロンCT装置を提供することを目的とする。 In view of the above, an object of the present invention is to provide an improved positron CT apparatus.
この発明の他の目的は、マルチリング型検出器を用いた3DポジトロンCT撮影を、その検出器の体軸方向視野幅よりも大きな視野について、検出器を被検体に対して移動させながら、行う際に、体軸方向の感度むらをなくすように改善したポジトロンCT装置を提供することを目的とする。 Another object of the present invention is to perform 3D positron CT imaging using a multi-ring type detector while moving the detector relative to the subject for a field of view larger than the field width in the body axis direction of the detector. It is an object of the present invention to provide a positron CT apparatus improved so as to eliminate sensitivity unevenness in the body axis direction.
この発明のさらに別の目的は、トランスミッションデータ収集のために強い外部線源を用いて高計数率で短時間にトランスミッションデータを収集することができるとともに、リアルタイムで吸収補正を行うことができるように改善したポジトロンCT装置を提供することを目的とする。 Still another object of the present invention is to be able to collect transmission data in a short time at a high count rate by using a strong external radiation source for collecting transmission data, and to perform absorption correction in real time. An object is to provide an improved positron CT apparatus.
上記の目的を達成するため、この発明によるポジトロンCT装置においては、リング型検出器を軸方向に多層に重ねたマルチリング型検出器と、該マルチリング型検出器に対して被検体を、マルチリング型検出器の各リングの間隔ずつ相対的に移動させる移動装置と、(1)各リング検出器の位置毎にエミッションデータを収集し、かつ(2)エミッションデータでの同時計数する、ある位置の同一リングを含むリングの組み合わせの例をi番目、k番目とし、その次の位置のリングの組み合わせを(i+1)番目、(k+1)番目とし、前記リングの組み合わせi番目、k番目の同時計数データと、その直後の移動におけるリングの組み合わせi+1番目とk+1番目の同時計数データとが、被検体の同じ位置のデータであるとき、前記リングの組み合わせi番目、k番目の同時計数データと、その直後の移動におけるリングの組み合わせi+1番目、k+1番目の同時計数データについて同一箇所でかつ同一方向のものを加算する処理を相対的に移動させながら繰り返すことで、データを収集するデータ収集装置とを備えられていることが特徴となっている。 In order to achieve the above object, in a positron CT apparatus according to the present invention, a multi-ring detector in which ring detectors are stacked in the axial direction in multiple layers, and an object to the multi-ring detector, A moving device that relatively moves the intervals of each ring of the ring detector, (1) a position where emission data is collected for each position of each ring detector, and (2) the emission data is simultaneously counted. i-th examples of the combination of the ring containing the same ring, and k-th, that the combination of the ring of the following positions (i + 1) -th, (k + 1) -th and then, combining the i-th of said ring, k-th coincidence data, when the ring combination (i + 1) -th in the mobile immediately and the k + 1-th coincidence data is data of the same position of the subject, the Li Combinations i th grayed, and k-th coincidence data, ring combination (i + 1) th in that immediately after the movement, by relatively moving the processing of adding those k + 1-th coincidence data for and the same direction at the same position However, it is characterized by being provided with a data collection device that collects data by repeating.
被検体は、マルチリング型検出器に対して相対的に移動させられて、マルチリング型検出器によりエミッションデータ収集されることで、リング間の同時計数データが収集される。ある位置(第1ポジション)でリングiとリングkとの間の同時計数データが得られ、そのつぎの位置(第2ポジション)で、リングi+1とリングk+1との間の同時計数データが得られたとする。第1ポジションと第2ポジションとの間の距離はマルチリング型検出器の各リングの間隔であるから、これら、第1ポジションでリングiとリングkとを結ぶ線と、第2ポジションでリングi+1とリングk+1とを結ぶ線は、被検体に関しては同じ線である。そこで、リングi、k間の同時計数データと、リングi+1、k+1間の同時計数データとを加算する処理を相対的に移動させながら繰り返すことで、データを収集する。これにより、体軸方向の広い視野にわたり、均一な感度が得られ、体軸方向の感度むらをなくすことができる。 The subject is moved relative to the multi-ring detector, and emission data is collected by the multi-ring detector, whereby coincidence count data between the rings is collected. The coincidence data between ring i and ring k is obtained at a certain position (first position), and the coincidence data between ring i + 1 and ring k + 1 is obtained at the next position (second position). Suppose. Since the distance between the first position and the second position is the interval between the rings of the multi-ring detector, these lines connecting the ring i and the ring k at the first position and the ring i + 1 at the second position And the ring k + 1 are the same lines for the subject. Therefore, data is collected by repeating the process of adding the coincidence count data between rings i and k and the coincidence count data between rings i + 1 and k + 1 while relatively moving. Thereby, uniform sensitivity is obtained over a wide visual field in the body axis direction, and unevenness in sensitivity in the body axis direction can be eliminated.
また、ポジトロンCT装置は、被検体についてのエミッションデータ収集用の第1のリング型検出器と、被検体についてのトランスミッションデータ収集用の第2の検出器と、第2の検出器と同一平面に配置される外部線源と、被検体を該第1、第2の検出器に対して、被検体が第2の検出器側から第1の検出器側へと移動するように、相対的に移動させる移動装置と、被検体のトランスミッションデータ収集の終ったボリュームが移動し、そのボリュームについてのエミッションデータ収集が行われている間に、該トランスミッションデータを処理して同時計数線での吸収補正データを求め、該ボリュームについてのエミッションデータの収集終了後ただちに吸収補正を行うデータ処理装置とを備えていてもよい。 In addition, the positron CT apparatus is flush with the first ring detector for collecting emission data for the subject, the second detector for collecting transmission data for the subject, and the second detector. The external radiation source arranged and the subject relative to the first and second detectors so that the subject moves from the second detector side to the first detector side. The moving device to be moved and the volume after the transmission data collection of the subject is moved, and while the emission data collection for the volume is being performed, the transmission data is processed to absorb absorption correction data on the coincidence line. And a data processing device that performs absorption correction immediately after the collection of the emission data for the volume is completed.
この場合、被検体は第2の検出器側から第1の検出器側へと移動させられるので、最初に第2の検出器により、トランスミッションデータ収集され、その後で被検体の同じボリュームが第1の検出器によりエミッションデータ収集される。つまり、あるボリュームについてエミッションデータ収集しているときには、そのボリュームについてのトランスミッションデータ収集は終了しており、エミッションデータ収集中にそのボリュームについてのトランスミッションデータを処理して同時計数線での吸収補正データを演算することが可能となる。そして、そのボリュームについてのエミッションデータの収集が終わったら、ただちに上記の吸収補正データを用いてそのエミッションデータについての吸収補正を行うことができるようになり、リアルタイムでの吸収補正ができる。 In this case, since the subject is moved from the second detector side to the first detector side, transmission data is first collected by the second detector, and then the same volume of the subject is the first volume. Emission data is collected by the detector. In other words, when collecting emission data for a certain volume, transmission data collection for that volume has been completed, and during the emission data collection, transmission data for that volume is processed to obtain absorption correction data on the coincidence line. It becomes possible to calculate. As soon as the collection of the emission data for the volume is completed, the absorption correction for the emission data can be performed using the above-described absorption correction data, and the absorption correction in real time can be performed.
つぎに、この発明を実施したポジトロンCT装置について図面を参照して説明する。 Next, a positron CT apparatus embodying the present invention will be described with reference to the drawings.
図1において、円筒型のガントリ10内に、放射線検出器をリング型に配列したリング型検出器11がその中心軸方向に多層に重ねられている。このリング型検出器11のうちで、被検者50が挿入される側の入口に最も近い1層分(図では右端)を除いた多層のリング型検出器11は、マルチリング型検出器12(図3を参照)を構成し、エミッションデータ収集のために用いられる。図の右端のリング型検出器13は、トランスミッションデータを収集するためのものとなっている。すなわち、このリング型検出器13の平面上にリング型のポジトロン放出性の外部線源14が配置され、この線源14から発せられ被検者50、つまりそのリング型検出器13の平面に位置するスライス52、を通った放射線がリング型検出器13によって検出される。そして、鉛シールドによって構成されたスライスセプタ15がこの外部線源14を挟むように配置されているので、この外部線源14から発せられた放射線は右端のトランスミッションデータ収集用のリング型検出器13のみに入射し、他のリング型検出器11つまりエミッションデータ収集用のマルチリング型検出器12に入射することが防止される。また、このスライスセプタ15によって、スライス52以外のボリュームからの放射線が右端のトランスミッションデータ収集用のリング型検出器13に入射することも阻止される。この外部線源14はリング型でなく点状の線源としてもよく、その場合は体軸51を回転中心軸として被検者50の周囲に回転させる。このように点状線源を回転させる場合、ポジトロン放出性の線源ではなく、シングルフォトン放出性の線源を用いることも可能であり、その場合、リング型検出器13はシングルフォトン計数用の検出器を用いる。そして、シングルフォトン計数用の検出器を用いる場合は、リング型とする必要はなく一部リング型(円弧の一部)でよく、点状線源と対向する位置を保ちながら点状線源の回転とともに回転させる。
In FIG. 1, in a
エミッションデータを収集するためのマルチリング型検出器12とトランスミッションデータを収集するためのリング型検出器13とが別位置に置かれ、かつ上記のようにスライスセプタ15によって仕切られているため、両者のデータを別個に収集することができ、両データが互いに影響し合うことを避けることができる。そのため、外部線源14として強い放射線強度のものを用いて、高計数率で短時間に効率よくトランスミッションデータを収集することが可能となる。
Since the
被検者50はベッド20上に載置され、ベッド移動装置21によってベッド20が矢印方向(図の左方向)に移動させられることによって、リング型検出器11を含む円筒型ガントリ10の空洞部に右方から左方へと挿入される。被検者50の体軸51はリング型検出器11の中心軸に合わせられる。
The subject 50 is placed on the
図2はこの実施形態の信号系統を示すもので、エミッションデータ用マルチリング型検出器12からの検出信号が同時計数データ収集装置31に入力される。エミッションデータ用マルチリング型検出器12は、上で述べたように多層に重ねられたリング型検出器11によりなり、それら各リング内での同時計数およびリング間での同時計数がなされる。
FIG. 2 shows a signal system of this embodiment, and a detection signal from the emission data
たとえば、マルチリング型検出器12が、図3に示すように、5層分(第1層〜第5層)のリング型検出器11により構成されるものとすると、その第1層〜第5層の各層内の円周方向に並ぶ各検出器の間、および各層間の検出器の間での同時計数がなされる。第1のリング1の検出器とリング1の検出器とで同時計数された場合、リング1とリング2とで同時計数された場合、リング1とリング3とで同時計数された場合など、図3の検出器の間を結ぶ線で示すような組み合わせごとに同時計数がなされる。つまり、同時計数データはリング内だけでなく、リングをまたぐ検出器間で収集されるので、その同時計数線はリングの組み合わせごとに存在する。そこで、各同時計数線での計数が図4に示すようなリングの組み合わせに対応するマトリクスの各々においてなされることになる。
For example, when the
これらのマトリクスの各々では体軸51を横切るような平面内の位置データがサイノグラムとして収集される。サイノグラムというのは、同時に放射線検出した2つの検出器を結ぶ線(同時計数線)の、中心軸からの距離と円周方向の傾き角度で表される。上記のように5リングの場合、5×5のマトリクスの各々でサイノグラムデータが収集される。
In each of these matrices, position data in a plane crossing the
ここでベッド20が静止している状態を考えると、マルチリング型検出器12の全体の体軸方向視野幅D(=4d)内での、体軸方向感度分布は図5に示すように、視野の中心部ほど高く、周辺ほど低くなった三角形状となっている。これは、図3に示すように、被検者50内を通る、各リング間を結ぶ線の数が中心ほど多く、端ではわずか1本となっていることからも直感的にわかる。
Considering the state where the
ベッド20は、ベッド移動装置21によって、リング型検出器11の間隔dずつ順次移動させられる。そのときの各々の静止位置を、第1ポジションP1、第2ポジションP2,第3ポジションP3、…とすると、たとえば第1ポジションP1でリング2、4を結ぶ線が被検者50を通る位置は、つぎの第2ポジションP2でリング3、5を結ぶ線が被検者50を通る位置と同じである。これは他のリングの組み合わせについても同様である。そこで、図6に示すように、P1で収集したマトリクスに対して、P2で収集したマトリクスを縦および横方向に1だけずらして加算することができる。
The
一般化すれば、あるポジションPjのリングの組み合わせi番目、k番目の同時計数データと、その一つ後のポジションPj+1のリングの組み合わせi+1番目、k+1番目の同時計数データとは、被検者50の同じ部分のデータであるから、加算することができる。そのため、図6で示すようにポジションを移動させるごとに得たデータを、マトリクスをずらしながら、順次加算していき、mのポジションについてこれを繰り返す。これにより、リング数をn(nは上記では5としたが)とすると、(2n−1)
×(m−1)+n×n個のサイノグラムデータを収集することができる。
In general, the combination i- th and k- th coincidence data of the ring at a certain position Pj and the ring combination i + 1- th and k + 1- th coincidence data of the next position Pj + 1 are determined by the subject 50. Since these are the same part of the data, they can be added. Therefore, as shown in FIG. 6, the data obtained every time the position is moved are sequentially added while shifting the matrix, and this is repeated for m positions. Thus, when the number of rings is n (n is 5 in the above), (2n-1)
X (m-1) + n * n sinogram data can be collected.
これは、(m−1)×dの全移動行程をカバーする(m−1)+nのリング数のリング型検出器11が備えられていると仮定したとき、同時計数する範囲をn
個のリング内にのみ限定した場合に収集したデータと同じである。そして、体軸方向の感度分布は図7のように体軸方向に平坦となった台形となり、両端を除いて均一な感度となる。これに対し、従来のように単にあるポジションで収集したデータのみを用いて画像再構成するなら、図5のような感度分布をもった画像がポジションごとに得られるだけであるから、図8のようにポジションごとにピークが現れる不均一な感度分布となる。ポジション間隔を狭くしてオーバーラップさせる幅を広げれば感度は均一に近づくが、オーバーラップして重ねて収集したデータは無駄になり、収集時間が無駄になるとともに、メモリの利用効率も落ちる。
This is based on the assumption that the
This is the same as the data collected when limited to only one ring. The sensitivity distribution in the body axis direction is a trapezoid that is flat in the body axis direction as shown in FIG. 7, and the sensitivity is uniform except for both ends. On the other hand, if an image is reconstructed using only data collected at a certain position as in the prior art, an image having a sensitivity distribution as shown in FIG. 5 can be obtained for each position. Thus, a non-uniform sensitivity distribution in which a peak appears for each position is obtained. If the position interval is narrowed and the overlap width is widened, the sensitivity approaches uniform, but the data collected by overlapping and overlapping is wasted, collecting time is wasted, and memory utilization efficiency is reduced.
このようなマトリクスの位置をずらしたデータの加算が、ベッド移動装置21からの移動情報に基づき、データ収集メモリ32において行われる。他方、トランスミッションデータ用リング型検出器13からの検出信号が同時計数データ収集装置33に入力され、それらの同時計数がなされてデータ収集メモリ34にデータ収集される。このデータはリング型検出器13が位置する平面の被検者50内のスライス52についてのトランスミッションデータである。このリング型検出器13が、エミッションデータ収集用のマルチリング型検出器12よりも被検者50の挿入側にあるため、最初にトランスミッションデータの収集がなされた後、その位置が移動していってエミッションデータの収集がなされる。つまり、あるボリュームのエミッションデータを収集しているときには、そのボリュームについてのトランスミッションデータはすでにデータ収集メモリ34に収集済みであるから、そのエミッションデータ収集中にプロセッサ35に送って該当するすべての同時計数線についての吸収補正データを演算することができ、この吸収補正データを吸収補正テーブルとしてテーブルメモリ36に格納することができる。すなわち、メモリ34に格納されているスライス52についてのトランスミッションデータを読み出し、画像再構成してそのスライス52についての吸収係数マップ(吸収係数分布画像)を得る。これをベッド移動装置21からの位置情報に基づき、多数のスライスについて行うことにより、ボリュームでの吸収係数マップ(吸収係数の3次元分布画像)を得、さらにこの3次元画像をフォワードプロジェクションすることによって、そのボリュームでのすべての同時計数線についての吸収補正データを得る。こうして、そのボリュームでのすべての同時計数線についての吸収補正データを、吸収補正テーブルとして順次テーブルメモリ36に格納することができる。
The addition of data in which the positions of the matrix are shifted is performed in the
これにより、上記のようにマトリクスの位置をずらしたデータの加算がデータ収集メモリ32において行われ、加算の終了したマトリクスについて、対応する吸収補正テーブルをメモリ36から読み出して、すべての同時計数線につきプロセッサ35がエミッションデータの吸収補正を行うことができる。このような吸収補正が、加算の終了したマトリクスごとに順次リアルタイムで行われる。補正の終わったエミッションデータつまり全マトリクスのサイノグラムデータから3次元画像再構成演算をプロセッサ35が行うことにより、マルチリング型検出器12の全体の体軸方向視野幅Dよりも体軸方向に大きいボリュームでの3DポジトロンCT画像を再構成することができる。
As a result, the addition of the data with the matrix positions shifted is performed in the
なお、この例では、マルチリング型検出器とその前に位置するトランスミッションデータ用リング型検出器とを結合しているが、一つのエミッションデータ用リング型検出器とトランスミッションデータ用リング型検出器とを組み合わせてもよいし、あるいは、マルチリング型検出器を用いて上記のようなマトリクスの位置をずらした加算によりデータ収集する構成のみで、トランスミッションデータ用リング型検出器を用いないという構成も可能である。その他、この発明の趣旨を逸脱しない範囲で、具体的な構成などは種々に変更できる。 In this example, a multi-ring detector and a transmission data ring detector positioned in front of the multi-ring detector are combined, but one emission data ring detector and transmission data ring detector Or a configuration that collects data by adding the matrix positions shifted as described above using a multi-ring detector, and a configuration that does not use a ring detector for transmission data. It is. In addition, the specific configuration and the like can be variously changed without departing from the spirit of the present invention.
この発明によれば、マルチリング型検出器を用いた3DポジトロンCT撮影を、その検出器の体軸方向視野幅よりも大きな視野について、検出器を被検体に対して移動させながら、行う際に、体軸方向の感度むらをなくすように改善したポジトロンCT装置を実現できる。また、トランスミッションデータ収集のために強い外部線源を用いて高計数率で短時間にトランスミッションデータを収集することができるとともに、リアルタイムで吸収補正を行うことができるポジトロンCT装置を実現できる。 According to the present invention, when performing 3D positron CT imaging using a multi-ring type detector while moving the detector relative to the subject for a field of view larger than the field width in the body axis direction of the detector. A positron CT apparatus improved so as to eliminate sensitivity unevenness in the body axis direction can be realized. In addition, it is possible to realize a positron CT apparatus capable of collecting transmission data in a short time at a high count rate by using a strong external radiation source for collecting transmission data and capable of performing absorption correction in real time.
10 ガントリ
11 リング型検出器
12 マルチリング型検出器
13 トランスミッションデータ用リング型検出器
14 リング型外部線源
15 スライスセプタ
20 ベッド
21 ベッド移動装置
31 エミッション用同時計数データ収集装置
32 エミッション用データ収集メモリ
33 トランスミッション用同時計数データ収集装置
34 トランスミッション用データ収集メモリ
35 プロセッサ
36 テーブルメモリ
50 被検者
51 体軸
52 スライス
DESCRIPTION OF
Claims (1)
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP2004045706A JP4336596B2 (en) | 2004-02-23 | 2004-02-23 | Positron CT system |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP2004045706A JP4336596B2 (en) | 2004-02-23 | 2004-02-23 | Positron CT system |
Related Parent Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP2000005818A Division JP2001194459A (en) | 2000-01-06 | 2000-01-06 | Positron ct equipment |
Related Child Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP2006355392A Division JP3985847B2 (en) | 2006-12-28 | 2006-12-28 | Positron CT system |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JP2004151120A JP2004151120A (en) | 2004-05-27 |
JP4336596B2 true JP4336596B2 (en) | 2009-09-30 |
Family
ID=32464296
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP2004045706A Expired - Lifetime JP4336596B2 (en) | 2004-02-23 | 2004-02-23 | Positron CT system |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JP4336596B2 (en) |
-
2004
- 2004-02-23 JP JP2004045706A patent/JP4336596B2/en not_active Expired - Lifetime
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
JP2004151120A (en) | 2004-05-27 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
US7989771B2 (en) | Pinhole SPECT camera with plural detector heads | |
WO2001090780A1 (en) | Pet device and image generating method for pet device | |
JP2008089341A (en) | Radiation imaging apparatus and nuclear medicine diagnostic apparatus using it | |
CN104434160A (en) | PET scanning device and time migration correcting method thereof | |
JP6057207B2 (en) | Radiation position detector | |
JP3985847B2 (en) | Positron CT system | |
JPH0720245A (en) | Positron ct | |
JP5672061B2 (en) | Positron emission tomography system | |
JP4416009B2 (en) | Positron CT system | |
CN108226988B (en) | Radiation position detection method, radiation position detector, and PET apparatus | |
JP2010038594A (en) | Pet apparatus | |
US20160266261A1 (en) | Method and apparatus for improvement of spatial resolution in molecular and radiological imaging | |
JP4843346B2 (en) | Mammography equipment | |
US9348033B2 (en) | Positron CT apparatus | |
JP4336596B2 (en) | Positron CT system | |
JP2006201194A (en) | Positron ct device | |
JP2012177555A (en) | Radiation imaging apparatus | |
JP5852540B2 (en) | Radiation imaging device | |
JP2001194459A (en) | Positron ct equipment | |
JP4400460B2 (en) | Nuclear medicine imaging equipment | |
JP3409506B2 (en) | Positron CT system | |
JP4353040B2 (en) | Positron CT system | |
JPS6052786A (en) | Nuclear medicine imaging device | |
JP4353094B2 (en) | PET equipment | |
JP2005156252A (en) | Radiation inspection device |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
A621 | Written request for application examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621 Effective date: 20040223 |
|
RD02 | Notification of acceptance of power of attorney |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A7422 Effective date: 20050331 |
|
RD04 | Notification of resignation of power of attorney |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A7424 Effective date: 20050331 |
|
A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20061031 |
|
A521 | Written amendment |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20061228 |
|
A02 | Decision of refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A02 Effective date: 20070130 |
|
A521 | Written amendment |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20081226 |
|
A521 | Written amendment |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20090528 |
|
A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 |
|
A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20090629 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120703 Year of fee payment: 3 |
|
R151 | Written notification of patent or utility model registration |
Ref document number: 4336596 Country of ref document: JP Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R151 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120703 Year of fee payment: 3 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120703 Year of fee payment: 3 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130703 Year of fee payment: 4 |
|
EXPY | Cancellation because of completion of term |