JP5284326B2 - モデリングを利用したｐｅｔ―ｍｒｉ融合装置でのｐｅｔ信号のノイズ除去方法及びそれを利用したｐｅｔ―ｍｒｉ融合装置でのｐｅｔシステム - Google Patents

Description

本発明は、ＰＥＴ−ＭＲＩ融合装置でのＰＥＴ信号処理方法及びそれを利用したＰＥＴ−ＭＲＩ融合装置でのＰＥＴシステムに係り、特に、モデリングを利用したＰＥＴ−ＭＲＩ融合装置でのＰＥＴ信号のノイズ除去方法及びそれを利用したＰＥＴ−ＭＲＩ融合装置でのＰＥＴシステムに関する。

細胞、前臨床、臨床実験及び患者の診断のために使われる医療映像は、一般的に大きく構造的な映像と機能的な映像とに分類される。構造的な映像は、人体の構造及び解剖学的映像を意味し、機能的な映像は、人体の認知、感覚機能などについての機能情報を直接または間接的な方法で映像化するものである。構造及び解剖学的映像技術には、コンピュータ断層撮影装置（Ｃｏｍｐｕｔｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ：ＣＴ）、磁気共鳴断層撮影装置（Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ Ｉｍａｇｉｎｇ：ＭＲＩ）などがあり、人体の生理的及び生化学的作用を観察して機能情報を映像化する技術としては、陽電子放出断層撮影装置（Ｐｏｓｉｔｒｏｎ Ｅｍｉｓｓｉｏｎ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ：以下、ＰＥＴ）が広く使われている。

ＰＥＴは、非浸湿的に人体機能を計量化する強力な生物学的映像道具であって、放射性活性を有する陽電子放出同位元素で標識された生物学的探針（ｐｒｏｂｅ）分子を体内に注入した後、放射能の分布を断層撮映に再構成して映像化して、人体の各臓器内の生理的、生化学的な反応を定量化することができる。ＰＥＴによって提供される脳、臓器などの人体構造についての機能的／分子学的情報は、疾病の病気である研究、診断予後判定及び坑癌治療後、経過観察などに有用に利用できる。

また、ＰＥＴは、人体組職の機能的情報を分子レベルの敏感度を有して提供しながら、本質的に低い解像度側面の限界性を克服するために、ＰＥＴ−ＣＴ融合装置、ＰＥＴ−ＭＲＩ融合装置、ＰＥＴ−光学映像機器のような融合型ＰＥＴ医療映像装備にその概念が発展している。

図１は、従来のＰＥＴ−ＭＲＩ融合装置の断面を示す図である。

図１を参照すると、ＰＥＴ−ＭＲＩ融合装置１００は、マグネットベア１１０、ＰＥＴ検出器１２０、ＲＦ送信コイル１３０、ＲＦ受信コイル１４０、ＲＦ遮蔽物１５０、ベッド１６０を含む。

ＰＥＴ検出器１２０は、ＲＦ送信コイル１３０とマグネットベア１１０との間に設けられる。ＰＥＴ−ＭＲＩ融合装置１００の構造は、ＰＥＴ及びＭＲＩ間の相互作用を誘発して、これによりイメージの品質を低下させる多様なノイズが生成される。このようなノイズには、ＭＲＩによる高磁場、高周波及び低周波大電力干渉などがあり、ＰＥＴによる磁場（Ｍａｇｎｅｔｉｓｍ）歪曲、信号対ノイズ比（Ｓｉｇｎａｌ−ｔｏ−Ｎｏｉｓｅ Ｒａｔｉｏ）減少及び渦電流（Ｅｄｄｙ Ｃｕｒｒｅｎｔ）などがある。特に、ＭＲＩの高磁場及び高周波エネルギーは、ＰＥＴ信号獲得及び映像再構成に最も大きな影響を及ぼすために、これを最小化させるために、ＲＦ遮蔽物１５０がＲＦ送信コイル１３０とＰＥＴ検出器１２０との間に設けられる。このようなＲＦ遮蔽物１５０は、銅（Ｃｕ）を含みうる。ＲＦ遮蔽物１５０用の伝導性円筒は、ＭＲＩのＲＦ送／受信コイル１３０、１４０の性能を低下させ、グラディエントコイル（Ｇｒａｄｉｅｎｔ ｃｏｉｌ）１１３に渦電流が発生してＭＲＩ映像の解像度を低下させる。また、ＰＥＴ検出器１２０が、マグネットベア１１０の円心からＲＦ送信コイル１３０より外側に設けられているために、被検査体１７０から放出されるガンマ線が、ＲＦ送信コイル１３０によって減衰して散乱されて、ＰＥＴ信号検出能が低下する。また、ＰＥＴ検出器１２０の温度が上昇して、これによる性能低下を発生させる可能性もある。ＭＲＩの高磁場及び高周波エネルギーを最小化させるために設けられるＲＦ遮蔽物１５０は、ＰＥＴ−ＭＲＩ融合装置１００の映像品質を低下させる問題点がある。

本発明が果たそうとする技術的な課題は、ＰＥＴ−ＭＲＩ融合装置の映像品質を低下させるＭＲＩ ＲＦ遮蔽物なしにＰＥＴ−ＭＲＩ融合装置でのＰＥＴ信号のノイズ除去方法及びＰＥＴ−ＭＲＩ融合装置でのＰＥＴ信号のノイズを除去するＰＥＴシステムを提供することである。

本発明の一態様によれば、（ａ１）ＰＥＴ（Ｐｏｓｉｔｒｏｎ Ｅｍｉｓｓｉｏｎ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ：ＰＥＴ）アナログ信号を一定のサンプリング周波数を有したデジタル信号に変換する段階と、（ｂ１）前記ＰＥＴデジタル信号のサンプリングポイントまたは前記ＰＥＴデジタル信号の積分値を利用したモデリングを通じて映像構成に含まれるＰＥＴデジタル信号であるか否かを判断する段階と、（ｃ１）前記映像構成に含まれるＰＥＴデジタル信号のみを抽出する段階と、を含むＰＥＴ−ＭＲＩ融合装置でのＰＥＴ信号のノイズ除去方法を提供する。

前記段階（ｂ１）で、前記モデリングは、前記ＰＥＴデジタル信号の一定時間間隔のサンプリングポイントが、ポイント（ａ−２）及び前記ポイント（ａ−２）より時間的にさらに遅いポイント（ａ−１）である場合、前記ポイントの電圧値であるＶ（ａ−２）とＶ（ａ−１）との差の絶対値があらかじめ設定された範囲以内であれば、前記映像構成に含まれるＰＥＴデジタル信号と判断することができる。

前記段階（ｂ１）で、前記モデリングは、前記ＰＥＴデジタル信号の一定時間間隔のサンプリングポイントが、ポイント（ａ）及び前記ポイント（ａ）より時間的にさらに遅いポイント（ａ＋１）である場合、前記ポイントの電圧値であるＶ（ａ）とＶ（ａ＋１）との差の絶対値があらかじめ設定された範囲以内であれば、前記映像構成に含まれるＰＥＴデジタル信号と判断することができる。

前記段階（ｂ１）で、前記モデリングは、前記ＰＥＴデジタル信号の最大上昇（ｍａｘｉｍｕｍ ｒｉｓｉｎｇ）のポイントの電圧値があらかじめ設定された範囲以内であれば、前記映像構成に含まれるＰＥＴデジタル信号と判断することができる。

前記段階（ｂ１）で、前記モデリングは、前記ＰＥＴデジタル信号の積分値を計算し、前記ＰＥＴデジタル信号の積分値があらかじめ設定された範囲以内であれば、前記映像構成に含まれるＰＥＴデジタル信号と判断することができる。

前記段階（ｂ１）で、前記モデリングは、前記ＰＥＴデジタル信号の最大電圧値を抽出し、このような最大電圧値があらかじめ設定された範囲以内であれば、前記映像構成に含まれるＰＥＴデジタル信号と判断することができる。

本発明の他の態様によれば、前記ＰＥＴ−ＭＲＩ融合装置でのＰＥＴデジタル信号のノイズ除去方法を行うために、デジタル処理装置によって実行可能な命令語のプログラムが具現されており、前記デジタル処理装置によって読取り可能なプログラムが記録された記録媒体を提供する。

本発明のまた他の態様によれば、被検査体から放出されるガンマ線を検出して、変換された閃光を電気的なアナログ信号に変換させるＰＥＴ検出器と、前記ＰＥＴ検出器から入力された電気的なアナログ信号を増幅させる信号増幅部と、前記増幅された電気的なアナログ信号をデジタル信号に変換するデータ獲得部と、請求項１ないし請求項６のうち何れか一項によるモデリングを通じて、前記映像構成に含まれるＰＥＴデジタル信号であるか否かを判断して、信号を抽出して映像化のための信号処理を行う信号モデリング処理部と、を含むＰＥＴ−ＭＲＩ融合装置でのＰＥＴシステムを提供する。

本発明のさらに他の態様によれば、（ａ２）ＰＥＴ（Ｐｏｓｉｔｒｏｎ Ｅｍｉｓｓｉｏｎ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ：ＰＥＴ）検出器から入力されたアナログ信号を増幅させる信号増幅部で信号増幅に必要となる消耗電流をリアルタイム測定する段階と、（ｂ２）前記消耗電流の上昇幅があらかじめ設定された臨界値より大きいかを判断する段階と、（ｃ２）前記消耗電流の上昇幅があらかじめ設定された臨界値より大きければ、前記信号増幅に必要となる印加電圧を制御する段階と、を含むＰＥＴ−ＭＲＩ融合装置でのＰＥＴ信号のノイズ除去方法を提供する。

前記段階（ｃ２）で、前記信号増幅に必要となる印加電圧を低めて信号増幅の増幅率を減少させることができる。

本発明のさらに他の態様によれば、被検査体から放出されるガンマ線を検出して、変換された閃光を電気的なアナログ信号に変換させるＰＥＴ検出器と、前記ＰＥＴ検出器から入力された電気的なアナログ信号を増幅させる信号増幅部と、前記信号増幅部の消耗電流をリアルタイム測定して、前記消耗電流の上昇幅があらかじめ設定された臨界値より大きければ、前記信号増幅に必要となる印加電圧を制御する定電流調節部と、を含むＰＥＴ−ＭＲＩ融合装置でのＰＥＴシステムを提供する。

前記ＰＥＴ−ＭＲＩ融合装置でのＰＥＴシステムは、前記増幅された電気的なアナログ信号をデジタル信号に変換するデータ獲得部をさらに含みうる。

前記ＰＥＴ−ＭＲＩ融合装置でのＰＥＴシステムは、前記デジタル信号から映像化のための信号処理を行う信号処理部をさらに含みうる。

本発明によるモデリングを利用したＰＥＴ−ＭＲＩ融合装置でのＰＥＴ信号のノイズ除去方法及びそれを利用したＰＥＴ−ＭＲＩ融合装置でのＰＥＴシステムは、ＭＲＩ環境でＰＥＴ検出器の性能低下なしに分子映像を獲得することができる。ＰＥＴ不応時間、敏感度または映像歪曲などの性能低下が最小化される。本発明によるモデリングを利用したＰＥＴ−ＭＲＩ融合装置でのＰＥＴ信号のノイズ除去方法及びそれを利用したＰＥＴ−ＭＲＩ融合装置でのＰＥＴシステムは、ＲＦ遮蔽物を利用した従来の方法及びシステムより潜在的に存在する相互撹乱の要因が除去される。本発明によるシステムは、装置設備が簡単な長所がある。

従来のＰＥＴ−ＭＲＩ融合装置の断面を示す図である。 本実施形態を説明するためのＰＥＴ−ＭＲＩ融合装置を示す図である。 ＭＲＩ外部で駆動してノイズの影響を受けていないＰＥＴ検出器の出力信号を示すグラフである。 ＰＥＴ−ＭＲＩ融合装置でＭＲＩの高磁場及び高周波エネルギーによってノイズの影響を受けたＰＥＴ検出器の出力信号を示すグラフである。 本実施形態の一例によるモデリングを利用したＰＥＴ−ＭＲＩ融合装置でのＰＥＴ信号のノイズ除去方法を示すフローチャートである。 ＰＥＴデジタル信号から上昇時間と下降時間とのサンプリングポイントを獲得した一例を示す図である。 本実施形態の一例である第１モデリング方法で映像構成に含まれないパルス信号と判断された一例を示す図である。 本実施形態の一例である第２モデリング方法で映像構成に含まれないパルス信号と判断された一例を示す図である。 本実施形態の一例である第４モデリング方法で映像構成に含まれるパルス信号と判断された一例を示す図である。 本実施形態の一例である第４モデリング方法で映像構成に含まれないパルス信号と判断された一例を示す図である。 本実施形態の一例によるＰＥＴ−ＭＲＩ融合装置でのＰＥＴシステムを示すブロック図である。 本実施形態の他の例によるＰＥＴ−ＭＲＩ融合装置でのＰＥＴ信号のノイズ除去方法を示すフローチャートである。 本実施形態の他の例によるＰＥＴ−ＭＲＩ融合装置でのＰＥＴシステムを示すブロック図である。 本実施形態の一例によってＰＥＴ−ＭＲＩ融合装置でのＰＥＴ信号のノイズを除去した後のエネルギースペクトルを示すグラフである。

本発明は、多様な変更、及びさまざまな実施形態が可能であるが、特定の実施形態を図面に例示して説明する。しかし、これは、本発明を特定の実施形態に対して限定しようとするものではなく、本発明の思想及び技術範囲に含まれるあらゆる変更、均等物ないし代替物を含むと理解されなければならない。

第２、第１のように、序数を含む用語は、多様な構成要素を説明するのに使われるが、前記構成要素は、前記用語によって限定されるものではない。前記用語は、一つの構成要素を他の構成要素から区別する目的のみで使われる。例えば、本発明の権利範囲を外れずに、第２構成要素は、第１構成要素と名付けられ、同様に、第１構成要素も第２構成要素と名付けられうる。及び／またはという用語は、複数の関連した記載の項目の組合わせ、または複数の関連した記載の項目のうちの何れかの項目を含む。

或る構成要素が他の構成要素に“連結されて”、あるいは“接続されて”いると言及された時には、その他の構成要素に直接に連結されても、または接続されても良いが、中間に他の構成要素が存在しても良いということは理解せねばならない。一方、或る構成要素が他の構成要素に“直接連結されて”、あるいは“直接接続されて”いると言及された時には、中間に他の構成要素が存在しないと理解されなければならない。

本出願で使った用語は、単に特定の実施形態を説明するために使われたものであって、本発明を限定しようとする意図ではない。単数の表現は、文脈上、明白に異なる意味ではない限り、複数の表現を含む。本出願で、“含む”または“有する”などの用語は、明細書上に記載の特徴、数字、段階、動作、構成要素、部品またはこれらを組み合わせたものが存在することを指すためのものであって、一つまたはそれ以上の他の特徴や数字、段階、動作、構成要素、部品またはこれらを組み合わせたものの存在または付加可能性をあらかじめ排除しようとするものではないということを理解せねばならない。

異なって定義されていない限り、技術的あるいは科学的な用語を含んで、ここで使われるあらゆる用語は、本発明が属する技術分野で通常の知識を有した者によって一般的に理解されるものと同一の意味を有している。一般的に使われる辞典に定義されているような用語は、関連技術の文脈上に有する意味と一致する意味を有すると解析されなければならず、本出願で明白に定義しない限り、理想的であるか過度に形式的な意味として解析されない。

以下、添付した図面を参照して、実施形態を詳しく説明するが、図面符号に関係なく、同一であるか対応する構成要素は、同一参照番号を付与し、これについての重複される説明は省略する。

図２は、本実施形態を説明するためのＰＥＴ−ＭＲＩ融合装置を示す図である。

図２を参照すると、本実施形態は、ＰＥＴ−ＭＲＩ融合装置でのＰＥＴ検出器１２０及びＰＥＴ映像処理器２１０を含むＰＥＴシステムでＰＥＴ信号のノイズを除去する。ＭＲＩは、本実施形態と関係なく、独立して動作する。

図３は、ＭＲＩ外部で駆動してノイズの影響を受けていないＰＥＴ検出器の出力信号を示すグラフである。

図４は、ＰＥＴ−ＭＲＩ融合装置でＭＲＩの高磁場及び高周波エネルギーによってノイズの影響を受けたＰＥＴ検出器の出力信号を示すグラフである。図４を参照すると、ノイズによってＰＥＴ信号が明確ではないことを確認することができる。

本実施形態の一例によるモデリングを利用したＰＥＴ−ＭＲＩ融合装置でのＰＥＴ信号のノイズ除去方法は、正常なＰＥＴ信号とノイズが含まれたＰＥＴ信号との特性が異なるということを利用する。

図５は、本実施形態の一例によるモデリングを利用したＰＥＴ−ＭＲＩ融合装置でのＰＥＴ信号のノイズ除去方法を示すフローチャートである。

図５を参照すると、ＰＥＴ検出器からの電気的な信号であるアナログ信号を、アナログ−デジタル変換器（ＡＤＣ）を用いてデジタル信号に変換する（ステップＳ１１０）。

図６は、ＰＥＴデジタル信号から上昇時間と下降時間とのサンプリングポイントを獲得した一例を示す図である。

図６の（ａ）を参照すると、ポイント（ａ−２）、ポイント（ａ−１）及びポイント（ａ）は、パルス信号の上昇時間でのサンプリングされてデジタル化されたガンマ線パルス信号のそれぞれ１０ｎｓ以後のポイントを表わす。ポイント（ａ−２）、ポイント（ａ−１）及びポイント（ａ）の時間間隔は、アナログ−デジタル変換器（ＡＤＣ）の稼動周波数によって変更されうる。ここで、このようなポイントの数が多様であるということは、当業者に自明である。Ｖ（ａ−２）、Ｖ（ａ−１）及びＶ（ａ）は、それぞれのポイントでの電圧を表わす。

図６の（ｂ）を参照すると、ポイント（ａ）、ポイント（ａ＋１）及びポイント（ａ＋２）は、パルス信号の下降時間でのサンプリングされてデジタル化されたガンマ線パルス信号のそれぞれ１０ｎｓ以後のポイントを表わす。

本実施形態で使った具体的な数値は、本発明の一実施形態を説明するためのものに過ぎないので、本発明の内容が、このような具体的な数値に限定されるものではない。したがって、前記１０ｎｓは、他の数値に変更されて適用可能であるということは、当業者に自明である。

その後、ＰＥＴデジタル信号からのサンプリングポイントまたはＰＥＴデジタル信号の積分値を利用したモデリングを通じて映像構成に含ませるＰＥＴデジタル信号であるか否かを判断する（ステップＳ１２０）。

以下、映像構成に含まれるパルス信号であるか否かを判断する本実施形態によるモデリング方法について説明する。

図６の（ａ）を参照すると、まず、ノイズが含まれていない正常信号である場合は、Ｖ（ａ−２）＜Ｖ（ａ−１）＜Ｖ（ａ）になる。Ｖ（ａ−２）とＶ（ａ−１）との差の絶対値またはＶ（ａ−１）とＶ（ａ）との差の絶対値があらかじめ設定された範囲以内であれば、映像構成に含まれるＰＥＴデジタル信号と判断する［第１モデリング］。ここで、ポイント（ａ−２）、ポイント（ａ−１）及びポイント（ａ）は、パルス信号の上昇時間でのサンプリングされてデジタル化されたガンマ線パルス信号のそれぞれ１０ｎｓ以後のポイントを表わし、上昇時間では、前記以外にも多様なポイントまたは多様な数のポイントが選択されて比較されうる。ここで、比較されるポイントの数は、前記以外にも多様であるということは、当業者に自明である。例えば、あらかじめ設定された範囲が０．２ないし０．５ｍＶであり、Ｖ（ａ−２）とＶ（ａ−１）との差の絶対値が０．１または０．７ｍＶである場合は、映像構成に含まれるＰＥＴデジタル信号と判断されず、０．３ｍＶである場合は、映像構成に含まれるＰＥＴデジタル信号と判断される。ここで、あらかじめ設定された範囲は、ＭＲ外部で駆動してノイズの影響を受けていない多数のＰＥＴ信号を獲得して統計的処理を通じて設定することができる。

図７は、本実施形態の一例である第１モデリング方法で映像構成に含まれないパルス信号と判断された一例を示す図である。

再び図６の（ｂ）を参照すると、まず、ノイズが含まれていない正常信号である場合は、Ｖ（ａ）＜Ｖ（ａ＋１）＜Ｖ（ａ＋２）になる。Ｖ（ａ）とＶ（ａ＋１）との差の絶対値またはＶ（ａ＋１）とＶ（ａ＋２）との差の絶対値があらかじめ設定された範囲以内であれば、映像構成に含まれるＰＥＴデジタル信号と判断する［第２モデリング］。ここで、ポイント（ａ）、ポイント（ａ＋１）及びポイント（ａ＋２）は、パルス信号の下降時間でのサンプリングされてデジタル化されたガンマ線パルス信号のそれぞれ１０ｎｓ以後のポイントを表わし、下降時間では、前記以外にも多様なポイントまたは多様な数のポイントが選択されて比較されうる。ここで、比較されるポイントの数は、前記以外にも多様であるということは、当業者に自明である。ここで、あらかじめ設定された範囲は、ＭＲ外部で駆動してノイズの影響を受けていない多数のＰＥＴ信号を獲得して統計的処理を通じて設定することができる。

図８は、本実施形態の一例である第２モデリング方法で映像構成に含まれないパルス信号と判断された一例を示す図である。

また他のモデリング方法としては、ＰＥＴデジタル信号の最大上昇（ｍａｘｉｍｕｍ ｒｉｓｉｎｇ）のポイントの電圧値があらかじめ設定された範囲以内であれば、映像構成に含まれるＰＥＴデジタル信号と判断する［第３モデリング］。例えば、最大上昇で選択されたポイントが１５ｍＶより大きく、１５０ｍＶより小さい場合は、映像構成に含まれるＰＥＴデジタル信号と判断することができる。

また他のモデリング方法としては、ＰＥＴデジタル信号の積分値を求めてＰＥＴデジタル信号の積分値があらかじめ設定された範囲以内であれば、映像構成に含まれるＰＥＴデジタル信号と判断する［第４モデリング］。例えば、ＰＥＴデジタル信号の積分値があらかじめ設定された範囲である１０００ないし１２７５ＫｅＶ以内であれば、映像構成に含まれるＰＥＴデジタル信号と判断することができる。

また他のモデリング方法としては、ＰＥＴデジタル信号の最大電圧値を抽出し、このような最大電圧値があらかじめ設定された範囲以内であれば、映像構成に含まれるＰＥＴデジタル信号と判断する［第５モデリング］。

図９は、本実施形態の一例である第４モデリング方法で映像構成に含まれるパルス信号と判断された一例を示す図であり、図１０は、本実施形態の一例である第４モデリング方法で映像構成に含まれないパルス信号と判断された一例を示す図である。

本実施形態の一例によるＰＥＴ−ＭＲＩ融合装置でのＰＥＴ信号のノイズ除去方法では、前記以外にも正常なＰＥＴ信号とノイズが含まれたＰＥＴ信号との特性が異なるということを利用した多様なモデリング方法が利用されうる。

再び図５を参照すると、映像構成に含まれるＰＥＴデジタル信号と判断された信号のみを抽出する（ステップＳ１３０）。その後、抽出されたＰＥＴデジタル信号で映像を構成する（ステップＳ１４０）。

図１１は、本実施形態の一例によるＰＥＴ−ＭＲＩ融合装置でのＰＥＴシステムを示すブロック図である。

図１１を参照すると、ＰＥＴ−ＭＲＩ融合装置でのＰＥＴシステム５００は、ＰＥＴ検出器５１０、信号増幅部５３０、データ獲得部５５０及び信号モデリング処理部５７０を含む。

ＰＥＴ検出器５１０は、閃光結晶５１１及び光センサー５１３を含み、閃光結晶５１１は、被検査体から放出されるガンマ線を検出して閃光を変換させる。例えば、閃光結晶５１１は、対消滅現象過程によって互いに反対方向に発生する５１１ｋｅＶガンマ線を検出する。ここで、閃光結晶５１１は、ＢＧＯ（Ｂｉｓｍｕｔｈ Ｇｅｒｍａｎａｔｅ）、ＬＳＯ（Ｌｕｔｅｔｉｕｍ Ｏｘｙｏｒｔｈｏｓｉｌｉｃａｔｅ）、ＬＹＳＯ（Ｌｕｔｅｔｉｕｍ Ｙｔｔｒｉｕｍ Ｏｘｙｏｒｔｈｏｓｉｌｉｃａｔｅ）、ＬｕＡＰ（ＬｕｔｅｔｉｕｍＡｌｕｍｉｎｕｍ Ｐｅｒｏｖｓｋｉｔｅ）、ＬｕＹＡＰ（Ｌｕｔｅｔｉｕｍ Ｙｔｔｒｉｕｍ Ａｌｕｍｉｎｕｍ Ｐｅｒｏｖｓｋｉｔｅ）、ＬａＢｒ３（Ｌａｎｔｈａｎｕｍ Ｂｒｏｍｉｄｅ）及びＬｕＩ３（Ｌｕｔｅｔｉｕｍ Ｉｏｄｉｄｅ）、ＧＳＯ（Ｇａｄｏｌｉｎｉｕｍ ｏｘｙｏｒｔｈｏｓｉｌｉｃａｔｅ）、ＬＧＳＯ（ｌｕｔｅｔｉｕｍ ｇａｄｏｌｉｎｉｕｍ ｏｘｙｏｒｔｈｏｓｉｌｉｃａｔｅ）、ＬｕＡＧ（Ｌｕｔｅｔｉｕｍ ａｌｕｍｉｎｕｍ ｇａｒｎｅｔ）のうち一つからなりうる。光センサー５１３は、変換された閃光を電気的な信号に変換させる。ここで、光センサー５１３としては、ＰＭＴ（Ｐｈｏｔｏ−Ｍｕｌｔｉｐｌｉｅｒ Ｔｕｂｅ）、ＰＩＤ（Ｐｏｓｉｔｉｖｅ−Ｉｎｔｒｉｎｓｉｃ−Ｎｅｇａｔｉｖｅ Ｄｉｏｄｅ）、ＣｄＴｅ（Ｃａｄｍｉｕｍ Ｔｅｌｌｕｒｉｄｅ）、ＣＺＴ（Ｃａｄｍｉｕｍ Ｚｉｎｃ Ｔｅｌｌｕｒｉｄｅ）、ＡＰＤ（ＡｖａｌａｎｃｈｅＰｈｏｔｏ Ｄｉｏｄｅ）またはＧＡＰＤ（Ｇｅｉｇｅｒ ｍｏｄｅ Ａｖａｌａｎｃｈｅ Ｐｈｏｔｏ Ｄｉｏｄｅ）などが使われる。

信号増幅部５３０は、ＰＥＴ検出器５１０から入力された微弱な電気的な信号を増幅し、信号チャンネル数を増幅させることで、以後のデータ獲得及び信号処理を可能にする。データ獲得部５５０は、電気的な信号であるアナログ信号をＰＥＴデジタル信号に変換して信号処理及び映像再構成を可能にする。信号モデリング処理部５７０は、前記本実施形態の一例によってＰＥＴデジタル信号からモデリングを通じて映像構成に含まれるＰＥＴデジタル信号を判断し、映像構成に含まれるＰＥＴデジタル信号のみを抽出して映像化のための信号処理を行う。ここでは、前記第１モデリングないし第５モデリングのうち少なくとも一つのモデリング方法を利用できる。

図１２は、本実施形態の他の例によるＰＥＴ−ＭＲＩ融合装置でのＰＥＴ信号のノイズ除去方法を示すフローチャートである。ＰＥＴ−ＭＲＩ融合装置でのＭＲＩ映像獲得過程は、大きくＲＦ信号励起時間及びＲＦ信号獲得時間に区分することができる。このうち、ＰＥＴ信号に最も多くの影響を及ぼすものは、ＲＦ信号励起時間である。ＰＥＴ−ＭＲＩ融合装置を利用する一定時間の間、ＲＦによるノイズが周期的にＰＥＴ信号処理に影響を及ぼす。ＲＦによるノイズがＰＥＴ信号処理に最も多くの影響を及ぼす場合は、ＰＥＴ信号がＭＲによって影響を受ける場合であり、信号増幅部の消耗電流量が急激に増加する。本実施形態の他の例は、このような現象を利用したものである。

図１２を参照すると、ＰＥＴ検出器から入力された微弱な電気的な信号を増幅させる信号増幅部の消耗電流をリアルタイム測定する（ステップＳ７１０）。

消耗電流の上昇幅が臨界値より大きければ（ステップＳ７２０）、信号増幅部の印加電圧を制御する（ステップＳ７３０）。具体的には、信号増幅部の印加電圧を減少させることができる。例えば、正常なＰＥＴ信号が表われる時は、５Ｖ、２００ｍＡが消耗され、増幅率が１０００であれば、ＰＥＴ信号の大きさは、１Ｖを表わす。ＲＦによるノイズがＰＥＴ信号処理に最も多くの影響を及ぼす時である消耗電流の上昇幅が大きい場合は、信号増幅部の印加電圧を４Ｖ、２５０ｍＡが消耗されるように調整して、増幅率が８００になるように制御する。このような場合、ＰＥＴ信号の大きさは、０．８Ｖを表わす。ここで、消耗電流の上昇幅が臨界値より大きくなる時間が周期的に変動されれば、信号増幅部の増幅率の変動を周期的にあらかじめプログラム化することができ、信号増幅部の増幅率の変動を周期的に制御することもできる。すなわち、信号増幅部の増幅率の変動を通じてＰＥＴ−ＭＲＩ融合装置でのＰＥＴ信号のノイズを除去する。

図１３は、本実施形態の他の例によるＰＥＴ−ＭＲＩ融合装置でのＰＥＴシステムを示すブロック図である。

図１３を参照すると、ＰＥＴ−ＭＲＩ融合装置でのＰＥＴシステム９００は、ＰＥＴ検出器９１０、信号増幅部９３０、定電流調節部９４０、データ獲得部９５０及び信号処理部９７０を含む。

ＰＥＴ検出器９１０は、閃光結晶９１１及び光センサー９１３を含み、被検査体から放出されるガンマ線を検出して、変換された閃光を電気的な信号に変換させる。信号増幅部９３０は、ＰＥＴ検出器９１０から入力された微弱な電気的な信号を増幅し、信号チャンネル数を増幅させることで、以後のデータ獲得及び信号処理を可能にする。このような信号増幅部９３０の増幅率は一定でなく、ＲＦによるノイズがＰＥＴ信号処理に最も多くの影響を及ぼす場合は、増幅率が低められる。

定電流調節部９４０は、信号増幅部９３０の消耗電流をリアルタイム測定して、消耗電流の上昇幅が臨界値より大きければ、信号増幅部９３０の印加電圧を制御する。具体的には、信号増幅部９３０の印加電圧を低めることができる。データ獲得部９５０は、電気的な信号であるアナログ信号をサンプリングを通じてデジタル信号に変換する。信号処理部９７０は、獲得されたＰＥＴデジタル信号で映像化のための信号処理を行う。

本実施形態の一例によるモデリングを利用したＰＥＴ−ＭＲＩ融合装置でのＰＥＴ信号のノイズ除去方法と本実施形態の他の例によるＰＥＴ−ＭＲＩ融合装置でのＰＥＴ信号のノイズ除去方法とが同時にともに利用され、本実施形態の一例によるＰＥＴ−ＭＲＩ融合装置でのＰＥＴシステムの特徴と本実施形態の他の例によるＰＥＴ−ＭＲＩ融合装置でのＰＥＴシステムの特徴とがＰＥＴ−ＭＲＩ融合装置内に同時に共存することができる。

図１４は、本実施形態の一例によってＰＥＴ−ＭＲＩ融合装置でのＰＥＴ信号のノイズを除去した後のエネルギースペクトルを示すグラフである。図１４を参照すると、ノイズが除去されたことを確認することができる。

本実施形態で使われる‘〜部’という用語は、ソフトウェアまたはＦＰＧＡ（ｆｉｅｌｄ−ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ ｇａｔｅ ａｒｒａｙ）またはＡＳＩＣのようなハードウェアの構成要素を意味し、‘〜部’は、所定の役割を行う。しかし、‘〜部’は、ソフトウェアまたはハードウェアに限定される意味ではない。‘〜部’は、アドレッシングできる記録媒体にあるように構成してもよく、一つまたはそれ以上のプロセッサを再生させるように構成しても良い。したがって、一例として、‘〜部’は、ソフトウェアの構成要素、客体志向ソフトウェアの構成要素、クラスの構成要素及びタスクの構成要素のような構成要素と、プロセス、関数、属性、プロシージャ、サブルーチン、プログラムコードのセグメント、ドライバー、ファームウエア、マイクロコード、回路、データ、データベース、データ構造、テーブル、アレイ、及び変数を含む。構成要素と‘〜部’の内で提供される機能は、さらに小さな数の構成要素及び‘〜部’に結合されるか、追加的な構成要素と‘〜部’にさらに分離されうる。それだけではなく、構成要素及び‘〜部’は、デバイスまたは保安マルチメディアカード内の一つまたはそれ以上のＣＰＵを再生させるように具現することが可能である。

前述したあらゆる機能は、前記機能を行うようにコーディングされたソフトウェアやプログラムコードなどによるマイクロプロセッサ、制御器、マイクロ制御器、ＡＳＩＣ（Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ Ｓｐｅｃｉｆｉｃ Ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ Ｃｉｒｃｕｉｔ）などのようなプロセッサによって行われる。前記コードの設計、開発及び具現は、本発明の説明に基づいて当業者に自明である。

また、プログラムは、記録媒体としてのハードディスクやＲＯＭ（Ｒｅａｄ ＯｎｌｙＭｅｍｏｒｙ）にあらかじめ記録しておくことができるか、フレキシブルディスク、ＣＤ−ＲＯＭ（Ｃｏｍｐａｃｔ Ｄｉｓｃ Ｒｅａｄ Ｏｎｌｙ Ｍｅｍｏｒｙ）、ＭＯ（Ｍａｇｎｅｔｏ ｏｐｔｉｃａｌ）ディスク、ＤＶＤ（Ｄｉｇｉｔａｌ ＶｅｒｓａｔｉｌｅＤｉｓｃ）、磁気ディスク、半導体メモリなどの着脱可能な記録媒体に、一時目標または永続的に保存しうる。このような着脱可能な記録媒体は、パッケージソフトウェアとして提供することができる。

以上、本発明について実施形態を参照して説明したが、当業者は、本発明の技術的思想及び領域から外れない範囲内で本発明を多様に修正及び変更させて実施できるということを理解できるであろう。したがって、前述した実施形態に限定されず、本発明は、以下の特許請求の範囲内のあらゆる実施形態を含む。

本発明は、モデリングを利用したＰＥＴ―ＭＲＩ融合装置でのＰＥＴ信号のノイズ除去方法及びそれを利用したＰＥＴ―ＭＲＩ融合装置でのＰＥＴシステム関連の技術分野に適用可能である。

５００…ＰＥＴ−ＭＲＩ融合装置でのＰＥＴシステム
５１０…ＰＥＴ検出器
５３０…信号増幅部
５５０…データ獲得部
５７０…信号モデリング処理部

Claims (7)

1. （１）ＰＥＴ検出器から入力されたＰＥＴアナログ信号を増幅させる信号増幅部で信号増幅に必要となる消耗電流をリアルタイム測定する段階と、
   （２）前記消耗電流の上昇幅があらかじめ設定された臨界値より大きいかを判断する段階と、
   （３）前記消耗電流の上昇幅があらかじめ設定された臨界値より大きい場合、前記信号増幅に必要となる印加電圧を制御する段階と、
   （４）前記ＰＥＴアナログ信号を一定のサンプリング周波数を有したＰＥＴデジタル信号に変換する段階と、
   （５）前記ＰＥＴデジタル信号のサンプリングポイントを利用したモデリングを通じて映像構成に含まれるＰＥＴデジタル信号であるか否かを判断する段階と、
   （６）前記映像構成に含まれるＰＥＴデジタル信号のみを抽出する段階と、
   を含むことを特徴とするＰＥＴ−ＭＲＩ融合装置でのＰＥＴ信号のノイズ除去方法。
2. 前記段階（５）で、前記モデリングは、
   前記ＰＥＴデジタル信号の一定時間間隔のサンプリングポイントが、ポイント（ａ−２）及び前記ポイント（ａ−２）より時間的にさらに遅いポイント（ａ−１）である場合、前記ポイントの電圧値であるＶ（ａ−２）とＶ（ａ−１）との差の絶対値があらかじめ設定された範囲以内であれば、前記映像構成に含まれるＰＥＴデジタル信号と判断することを特徴とする請求項１に記載のＰＥＴ−ＭＲＩ融合装置でのＰＥＴ信号のノイズ除去方法。
3. 前記段階（５）で、前記モデリングは、
   前記ＰＥＴデジタル信号の一定時間間隔のサンプリングポイントが、ポイント（ａ）及び前記ポイント（ａ）より時間的にさらに遅いポイント（ａ＋１）である場合、前記ポイントの電圧値であるＶ（ａ）とＶ（ａ＋１）との差の絶対値があらかじめ設定された範囲以内であれば、前記映像構成に含まれるＰＥＴデジタル信号と判断することを特徴とする請求項１に記載のＰＥＴ−ＭＲＩ融合装置でのＰＥＴ信号のノイズ除去方法。
4. 前記段階（５）で、前記モデリングは、
   前記ＰＥＴデジタル信号の最大電圧値を抽出し、このような最大電圧値があらかじめ設定された範囲以内であれば、前記映像構成に含まれるＰＥＴデジタル信号と判断することを特徴とする請求項１に記載のＰＥＴ−ＭＲＩ融合装置でのＰＥＴ信号のノイズ除去方法。
5. 請求項１〜請求項４の何れか一項に記載のＰＥＴ−ＭＲＩ融合装置でのＰＥＴデジタル信号のノイズ除去方法を行うために、デジタル処理装置によって実行可能な命令語のプログラムが具現されており、前記デジタル処理装置によって読取り可能なプログラムが記録された記録媒体。
6. 被検査体から放出されるガンマ線を検出して、変換された閃光を電気的なアナログ信号に変換させるＰＥＴ検出器と、
   前記ＰＥＴ検出器から入力された電気的なアナログ信号を増幅させる信号増幅部と、
   前記信号増幅部の消耗電流をリアルタイム測定して、前記消耗電流の上昇幅があらかじめ設定された臨界値より大きい場合、前記信号増幅に必要となる印加電圧を制御する定電流調節部と、
   前記増幅された電気的なアナログ信号をデジタル信号に変換するデータ獲得部と、
   請求項１〜請求項４の何れか一項に記載のモデリングを通じて、前記映像構成に含まれるＰＥＴデジタル信号であるか否かを判断して、信号を抽出して映像化のための信号処理を行う信号モデリング処理部と、
   を含むことを特徴とするＰＥＴ−ＭＲＩ融合装置でのＰＥＴシステム。
7. 前記段階（３）で、前記信号増幅に必要となる印加電圧を低下させ、信号増幅の増幅率を減少させることを特徴とする請求項１に記載のＰＥＴ−ＭＲＩ融合装置でのＰＥＴ信号のノイズ除去方法。