JP5794765B2 - 核医学イメージング装置および核医学イメージング装置の作動方法 - Google Patents

Description

本発明の実施の形態は、核医学イメージング装置および核医学イメージング装置の作動方法に関する。

従来、被検体の生体組織における機能診断を行なうことができる医用画像診断装置として、ポジトロンエミッションＣＴ装置（ＰＥＴ装置、ＰＥＴ：Positron Emission computed Tomography）が知られている。

具体的には、ＰＥＴ検査では、陽電子放出核種で標識された薬剤が被検体に投与される。そして、ＰＥＴ装置は、薬剤から放出された陽電子が電子と結合して消滅する際に、ほぼ反対方向に放出する５１１ｋｅＶの一対のガンマ線（対消滅ガンマ線）を、被検体の周囲にリング状に配置されたフォトンカウンティング（photon counting）方式の検出器モジュールからなる検出器を用いて同時計数する。そして、ＰＥＴ装置は、同時計数したガンマ線のデータ（同時計数情報）を演算処理することにより、ＰＥＴ画像の再構成を行なう。

また、近年、対消滅ガンマ線の検出時間差を利用して、ガンマ線が放出された位置を正確に特定するＴＯＦ（Time Of Flight）−ＰＥＴ装置の開発が進められている。ガンマ線の速度は光速であるため、ＴＯＦ−ＰＥＴ装置にて要求される検出時間差は、数百ｐｓｅｃのオーダである。このため、ＴＯＦ−ＰＥＴ装置では、各検出器モジュールの検出時間を決定するための時間情報を高精度に揃える必要がある。

各検出器モジュールの時間情報を較正する方法としては、ゲルマニウム６８などの点線源を用いる方法が一般的に行なわれている。かかる方法では、ＰＥＴ画像のＦＯＶ（Field Of View）内に点線源が設置され、点線源から発生する対消滅ガンマ線を２か所の検出器モジュールで検出する。そして、かかる方法では、対消滅ガンマ線を検出した２つの検出器モジュールの検出時間により、時間情報が較正される。

特開２００７−１０７９９５号公報

しかしながら、上記した較正方法において、対消滅ガンマ線を検出する２つの検出器モジュールの組み合わせは、点線源を結ぶ直線状に限定される。したがって、上記した較正方法では、すべての検出器モジュールの時間情報を較正することができなかった。

実施の形態の核医学イメージング装置は、較正部と、画像再構成部とを備える。較正部は、ガンマ線に由来する光を計数する複数の検出器モジュールを有する検出器において、前記複数の検出器モジュールで囲まれる範囲内の任意の位置に、陽電子放出核種を含む物体と、該物体の周囲の少なくとも一部を覆う散乱体とから形成され、該物体の周囲が前記散乱体により覆われていない部分を有する点線源が設置された状態で対消滅ガンマ線を略同時に計数した２つの検出器モジュールの各検出時間と、当該２つの検出器モジュールの位置と、前記点線源の位置とに基づいて、当該２つの検出器モジュールそれぞれの検出時間を決定するための時間情報を較正することで、前記複数の検出器モジュールすべての時間情報を較正する。画像再構成部は、陽電子放出核種により標識された物質が投与された被検体を撮影する際、前記較正部により較正された前記複数の検出器モジュールそれぞれの時間情報に基づいて補正された対消滅ガンマ線の各検出時間の時間差を用いて、前記被検体の核医学画像を再構成する。

図１は、実施例１に係るＰＥＴ装置の構成を説明するための図である。 図２は、検出器モジュールを説明するための図である。 図３は、従来の較正方法の課題を説明するための図である。 図４は、実施例１にて用いられる点線源を説明するための図である。 図５は、実施例１にて対消滅ガンマ線を検出可能な検出器モジュールの組み合わせを説明するための図である。 図６は、実施例１に係る較正部を説明するための図である。 図７は、時間情報データを説明するための図である。 図８は、画像再構成部を説明するための図である。 図９は、実施例１に係るＰＥＴ装置の較正処理を説明するためのフローチャートである。 図１０は、実施例１に係るＰＥＴ装置の画像再構成処理を説明するためのフローチャートである。 図１１は、実施例２に係る較正部を説明するための図である。 図１２は、実施例２に係るＰＥＴ装置の較正処理を説明するためのフローチャートである。 図１３は、実施例１および２で用いられる点線源の変形例を説明するための図である。

以下、核医学イメージング装置であるＰＥＴ（Positron Emission computed Tomography）装置を、実施例として説明する。

ＰＥＴ装置は、被検体に投与された陽電子放出核種を取り込んだ組織から放出される一対のガンマ線（対消滅ガンマ線）を同時計数することで、陽電子放出核種を取り込んだ組織の分布を示すＰＥＴ画像の再構成を行なう装置である。ここで、本実施例に係るＰＥＴ装置は、対消滅ガンマ線の検出時間差を利用してガンマ線が放出された位置を正確に特定するＴＯＦ（Time Of Flight）法により、ＴＯＦ−ＰＥＴ画像を再構成する装置である。

まず、実施例１に係るＰＥＴ装置の構成について、図１を用いて説明する。図１は、実施例１に係るＰＥＴ装置の構成を説明するための図である。図１に示すように、実施例１に係るＰＥＴ装置は、架台装置１０と、コンソール装置２０とを有する。

架台装置１０は、被検体Ｐに投与され、被検体Ｐの生体組織に選択的に取り込まれた陽電子放出核種から放出される対消滅ガンマ線を所定のモニタリング期間において計数する装置であり、天板１１と、寝台１２と、寝台駆動部１３と、検出器モジュール１４と、検出器カバー１５と、ＦＥ回路１６と、同時計数回路１７とを有する。なお、架台装置１０は、図１に示すように、撮影口となる空洞を有する。

天板１１は、被検体Ｐが横臥するベッドであり、寝台１２の上に配置される。寝台駆動部１３は、後述する寝台制御部２３の制御のもと、寝台１２を移動することにより、被検体Ｐを架台装置１０の撮影口内に移動させる。

検出器モジュール１４は、ガンマ線に由来する光を計数する。すなわち、検出器モジュール１４は、被検体Ｐから放出されるガンマ線を検出するフォトンカウンティング（photon counting）方式の検出器モジュールであり、架台装置１０においては、複数の検出器モジュール１４が、例えば、被検体Ｐの周囲をリング状に取り囲むように配置される。なお、複数の検出器モジュール１４は、リング状に配置される場合に限定されるものではなく、例えば、平板上に配列された複数の検出器モジュール１４が２つ被検体Ｐを挟んで対向する位置に配置される場合であってもよい。以下では、複数の検出器モジュール１４をまとめて、単に検出器と記載する場合がある。すなわち、検出器は、複数の検出器モジュール１４を有する。図２は、検出器モジュールを説明するための図である。

例えば、検出器モジュール１４は、図２に示すように、シンチレータ１４１と、光電子増倍管１４２（ＰＭＴ：Photomultiplier Tube）と、ライトガイド１４３とを有するアンガー型の検出器である。

シンチレータ１４１は、被検体Ｐから放出されて入射したガンマ線を可視光に変換するＮａＩやＢＧＯなどが、図２に示すように、２次元に複数配列されている。また、光電子増倍管１４２は、シンチレータ１４１から出力された可視光を増倍して電気信号に変換する装置であり、図２に示すように、ライトガイド１４３を介して稠密に複数個配置されている。ライトガイド１４３は、シンチレータ１４１から出力された可視光を光電子増倍管１４２に伝達するために用いられ、光透過性に優れたプラスチック素材などからなる。

なお、光電子増倍管１４２は、シンチレーション光を受光し光電子を発生させる光電陰極、発生した光電子を加速する電場を与える多段のダイノード、および電子の流れ出し口である陽極から成っている。光電効果により光電陰極から放出された電子は、ダイノードに向って加速されてダイノードの表面に衝突し、複数の電子を叩き出す。この現象が多段のダイノードに渡って繰り返されることにより、なだれ的に電子数が増倍され、陽極での電子数は、約１００万にまで達する。かかる例では、光電子増倍管１４２の利得率は、１００万倍となる。また、なだれ現象を利用した増幅のためにダイノードと陽極との間には、通常６００ボルト以上の電圧が印加される。

このように、検出器モジュール１４は、ガンマ線をシンチレータ１４１により可視光に変換し、変換した可視光を光電子増倍管１４２により電気信号に変換することで、被検体Ｐから放出されたガンマ線の数を計数する。

図１に戻って、検出器カバー１５は、複数の検出器モジュール１４からなる検出器を収納するカバーである。

ＦＥ回路１６は、複数の検出器モジュール１４それぞれが有する複数の光電子増倍管１４２それぞれの後段に接続され、同時計数回路１７の前段（Front End）に接続される。ＦＥ回路１６は、各光電子増倍管１４２が出力した電気信号から同時計数回路１７の処理に用いられる各種データを生成する。

すなわち、ＦＥ回路１６は、各光電子増倍管１４２が出力した電気信号のアナログ波形データの波形整形処理を行なう。具体的には、ＦＥ回路１６は、アナログ波形データに対して演算処理（積分処理および微分処理）を行なうことで、波高がエネルギーとなるデータを生成する。

そして、ＦＥ回路１６は、ガンマ線の入射位置を弁別する。具体的には、ＦＥ回路１６は、シンチレータ１４１から出力された可視光を同じタイミングで電気信号に変換出力した光電子増倍管１４２の位置と、エネルギーとから重心位置を演算することで、ガンマ線の入射位置（シンチレータ１４１の位置）を決定する。

そして、ＦＥ回路１６は、各光電子増倍管１４２が出力した電気信号のアナログ波形データから、ガンマ線が検出された時間（検出時間）を計測する。例えば、ＦＥ回路１６は、アナログ波形データにおいて、予め設定された電圧値の閾値となった時点をガンマ線の検出時間として計測する。

そして、ＦＥ回路１６は、上記した処理により生成したデータ（ガンマ線の検出位置、ガンマ線のエネルギー、ガンマ線の検出時間）を検出器の計数情報として、同時計数回路１７に出力する。

同時計数回路１７は、ＦＥ回路１６から出力された計数情報の中で、陽電子放出核種から放出された対消滅ガンマ線を所定の時間幅内で略同時に計数した２つの計数情報の組み合わせを同時計数情報として生成する。

具体的には、同時計数回路１７は、ＦＥ回路１６から出力された各種デジタルデータから、ガンマ線の入射タイミング（検出時間）が一定時間の時間ウィンドウ幅以内（例えば、２ナノ秒以内）にあり、エネルギーがともに一定のエネルギーウィンドウ幅にある組み合わせを検索（Coincidence Finding）する。そして、同時計数回路１７は、検索した組み合わせの出力結果を、対消滅ガンマ線を略同時に計数した情報であるとして同時計数情報（Coincidence List）を生成する。そして、同時計数回路１７は、同時計数情報をＰＥＴ画像再構成用の投影データとして、コンソール装置２０に送信する。ここで、対消滅ガンマ線を同時計数した２つの検出位置を結ぶ線は、ＬＯＲ（Line of Response）と呼ばれる。なお、本実施例１では、同時係数情報が架台装置１０内で生成される場合について説明した。しかし、本実施例１は、同時計数情報がコンソール装置２０内で生成される場合であっても適用可能である。

コンソール装置２０は、操作者によるＰＥＴ装置の操作を受け付けるとともに、架台装置１０によって収集された同時計数情報からＰＥＴ画像（本実施例１ではＴＯＦ−ＰＥＴ画像）を再構成する装置である。

具体的には、コンソール装置２０は、図１に示すように、入力部２１と、表示部２２と、寝台制御部２３と、較正部２４と、画像再構成部２５と、データ記憶部２６と、システム制御部２７とを有し、コンソール装置２０が有する各部は、内部バスを介して接続される。

入力部２１は、ＰＥＴ装置の操作者が各種指示や各種設定の入力に用いるマウスやキーボードなどを有し、操作者から受け付けた指示や設定の情報を、システム制御部２７に転送する。

表示部２２は、操作者によって参照されるモニタであり、システム制御部２７による制御のもと、ＰＥＴ画像を操作者に表示したり、入力部２１を介して操作者から各種指示や各種設定などを受け付けるためのＧＵＩ（Graphical User Interface）を表示したりする。

寝台制御部２３は、寝台駆動部１３を制御することで、被検体Ｐを架台装置１０の撮影口内に移動させる。

較正部２４は、検出器モジュール１４それぞれの検出時間を決定するための時間情報を較正する。なお、較正部２４については、後に詳述する。

データ記憶部２６は、図１に示すように、同時計数情報データ２６ａと、時間情報データ２６ｂと、画像データ２６ｃとを有する。同時計数情報データ２６ａは、同時計数回路１７が生成した同時計数情報を記憶する。画像データ２６ｃは、画像再構成部２５により再構成されたＰＥＴ画像を記憶する。時間情報データ２６ｂは、較正部２４の処理結果を記憶する。なお、時間情報データ２６ｂが記憶する内容については、後に詳述する。

画像再構成部２５は、同時計数回路１７が生成した同時計数情報（投影データ）を同時計数情報データ２６ａから読み出して、読み出した投影データを、例えば、逐次近似法を用いることで、ＰＥＴ画像を再構成する。さらに、本実施例に係る画像再構成部２５は、同時計数情報の検出時間の時間差を用いて、ＴＯＦ−ＰＥＴ画像を再構成する。そして、画像再構成部２５は、再構成したＰＥＴ画像をデータ記憶部２６の画像データ２６ｃに格納する。

システム制御部２７は、架台装置１０およびコンソール装置２０の動作を制御することによって、ＰＥＴ装置の全体制御を行う。具体的には、システム制御部２７は、寝台１２の移動や、ＦＥ回路１６および同時計数回路１７による同時計数情報の収集処理を制御する。また、システム制御部２７は、入力部２１を介して入力された操作者からの設定情報に基づいて、画像再構成部２５におけるＰＥＴ画像の再構成処理を制御する。また、システム制御部２７は、画像データ２６ｃが記憶するＰＥＴ画像を、表示部２２に表示するように制御する。

以上、本実施例に係るＰＥＴ装置の全体構成について説明した。かかる構成のもと、本実施例に係るＰＥＴ−ＣＴ装置は、上述したＴＯＦ−ＰＥＴ画像を再構成する。

ここで、ＴＯＦ−ＰＥＴ画像を再構成する場合は、ガンマ線の速度は光速であるため、ＰＥＴ装置の各検出器モジュール１４の時間分解能が重要となる。すなわち、ＴＯＦ−ＰＥＴ画像を再構成する場合は、検出器モジュール１４それぞれの検出時間を決定するための時間情報を高精度に較正する必要がある。

従来、時間情報の較正には、ゲルマニウム６８など陽電子放出核種を含む点線源を用いる方法が一般的に行なわれている。かかる方法（以下、従来方法と記載する）では、ＰＥＴ画像のＦＯＶ（Field Of View）内に点線源が設置される。例えば、点線源は、撮影口の中心位置に設置される。かかる状態で、同時計数回路１７は、同時計数情報を生成する。同時計数情報には、上述したように、対消滅ガンマ線を検出した２つの検出器モジュール１４それぞれの検出時間の情報が含まれている。

従来方法では、対消滅ガンマ線を検出した２つの検出器モジュール１４それぞれの検出時間の時間差と、対消滅ガンマ線を検出した２つの検出器モジュール１４それぞれの点線源設置位置からの距離とを用いることで、時間情報を較正する。図３は、従来の較正方法の課題を説明するための図である。

しかし、図３に示すように、陽電子放出核種を含む点線源３０１がＦＯＶ内に設置された場合、対消滅ガンマ線を検出可能な検出器モジュール１４のペアは、常に点線源３０１を結ぶ直線状にある検出器モジュール１４のペアに限定されてしまう。例えば、従来方法では、図３に示す実線の丸で囲まれた２つの検出器モジュール１４それぞれと、図３に示す点線の丸で囲まれた１つの検出器モジュール１４との間で対消滅ガンマ線を検出することができない。その結果、従来方法では、すべての検出器モジュール１４の時間情報を揃えることはできない。

そこで、本実施例では、すべての検出器モジュール１４の時間情報を揃えるために、検出器において、複数の検出器モジュール１４で囲まれる範囲内の任意の位置に、周囲が散乱体で囲まれた陽電子放出核種を含む点線源が設置される。図４は、実施例１にて用いられる点線源を説明するための図である。

すなわち、図４に示すように、本実施例にて用いられる点線源３０は、陽電子放出核種を含む物体３０ａと、物体３０ａの周囲を覆う散乱体３０ｂとにより形成される。例えば、散乱体３０ｂは、高密度の金属などである。散乱体３０ｂの厚さを調整することで、点線源３０から散乱なしで放出されるガンマ線と、点線源３０から散乱されたうえで放出されるガンマ線との割合を調整することができる。

散乱体３０ｂで物体３０ａが覆われた点線源３０は、従来用いられていた点線源３０１と同様に、ＦＯＶ内に設置される。例えば、点線源３０は、撮影口の中心位置に設置される。図５は、実施例１にて対消滅ガンマ線を検出可能な検出器モジュールの組み合わせを説明するための図である。

点線源３０から放出される対消滅ガンマ線は、散乱体３０ｂにより散乱されるため、図５に示すように、ＬＯＲ上にない２つの検出器モジュール１４により検出することができる。なお、点線源３０から放出される対消滅ガンマ線は、両方とも散乱せずに放出される場合もあり、かかる場合の対消滅ガンマ線は、ＬＯＲ上の２つの検出器モジュール１４により検出される。すなわち、本実施例１では、散乱体３０ｂで物体３０ａが覆われた点線源３０を用いることで、複数の検出器モジュール１４のすべての組み合わせで、時間情報の較正を行なうことができる。なお、点線源３０が設置される位置は、複数の検出器モジュール１４で囲まれる範囲内にて、任意の位置に設置することができる。

以上、本実施例１に係る点線源３０について説明した。このように点線源３０が設置された状態で、図１に示す較正部２４の処理が実行される。すなわち、較正部２４は、点線源３０から放出された対消滅ガンマ線を略同時に計数した２つの検出器モジュール１４の各検出時間と、当該２つの検出器モジュール１４の位置と、点線源３０の位置とに基づいて、当該２つの検出器モジュール１４それぞれの検出時間を決定するための時間情報を較正する。これにより、較正部２４は、複数の検出器モジュール１４すべての時間情報を較正する。

具体的には、較正部２４は、点線源３０からの対消滅ガンマ線を所定の時間ウィンドウ幅内で計数した２つの検出器モジュール１４それぞれの時間情報を較正する。まず、ＰＥＴ装置の管理者は、点線源３０を設置し、入力部２１を介して、較正用計測開始要求を入力する。そして、システム制御部２７は、ＦＥ回路１６および同時計数回路１７の処理が実行されるように制御する。例えば、時間情報の較正処理を行なう場合、本実施例１に係る同時計数回路１７は、時間ウィンドウ幅のみを検索条件として、同時計数情報を生成する。すなわち、同時計数回路１７は、時間情報の較正処理を行なう場合と、画像再構成処理を行なう場合とで、検索条件を変更する場合であってもよい。

かかる制御により、同時計数情報が同時計数情報データ２６ａに順次格納されると、較正部２４は、処理を開始する。図６は、実施例１に係る較正部を説明するための図である。

例えば、同時計数情報データ２６ａに、図６に示すように、「ＩＤ：２」の検出器モジュール１４が時間「Ｔ：ｔ１」に検出した計測情報と、「ＩＤ：１６」の検出器モジュール１４が時間「Ｔ：ｔ２」に検出した計測情報との組み合わせが同時計数情報として格納されたとする。なお、図６に示す「Ｐ」は、ガンマ線の検出位置を示し、図６に示す「Ｅ」は、ガンマ線のエネルギーを示す。

かかる場合、較正部２４は、「ＩＤ：２」の検出器モジュール１４と点線源３０との距離（Ｄ２）と、「ＩＤ：１６」の検出器モジュール１４と点線源３０との距離（Ｄ１６）とを用いて較正処理を行なう。すなわち、較正部２４は、図６に示すように、「ｔ１−ｔ２」が、「（Ｄ２／ｃ）−（Ｄ１６／ｃ）」と等しいか否かを判定する。なお、「ｃ」は、ガンマ線の速度、すなわち、光速である。

ここで、「ｔ１−ｔ２」と「（Ｄ２／ｃ）−（Ｄ１６／ｃ）」とが等しい場合、「ＩＤ：２」および「ＩＤ：１６」の２つの検出器モジュール１４それぞれの検出時間は、正確な時間情報により計測されていると判定される。しかし、「ｔ１−ｔ２」と「（Ｄ２／ｃ）−（Ｄ１６／ｃ）」とが異なる場合、較正部２４は、「ＩＤ：２」の検出器モジュール１４の時間情報と、「ＩＤ：１６」の検出器モジュール１４の時間情報とを較正する。すなわち、較正部２４は、「ｔ１−ｔ２」と「（Ｄ２／ｃ）−（Ｄ１６／ｃ）」との差を用いて、例えば、「ＩＤ：２」の検出器モジュール１４の時間情報を相対的基準値として、「ＩＤ：１６」の検出器モジュール１４の時間情報を較正する。

このように、較正部２４は、同時計数情報が同時計数情報データ２６ａに格納されるごとに、２つの検出器モジュール１４間の時間情報の較正を行なう。

そして、較正部２４は、例えば、「ＩＤ：１」の検出器モジュール１４の時間情報を絶対的基準値（例えば「０」）として、「ＩＤ：１」の検出器モジュール１４以外の検出器モジュール１４の時間情報を較正する。これにより、較正部２４は、すべての検出器モジュール１４の時間情報を較正する。

そして、較正部２４は、較正結果を図１に示す時間情報データ２６ｂに格納する。図７は、時間情報データを説明するための図である。

例えば、図７に示すように、時間情報データ２６ｂは、較正部２４の処理結果として、検出器モジュール１４−１（ＩＤ：１）の時間情報を「０」とした場合、「ＩＤ：２」の検出器モジュール１４の時間情報が「Δｔ２」であると記憶する。同様に、図７に示すように、時間情報データ２６ｂは、「ＩＤ：３」の検出器モジュール１４の時間情報が「Δｔ３」であり、「ＩＤ：４」の検出器モジュール１４の時間情報が「Δｔ４」であると記憶する。

そして、システム制御部２７は、操作者から入力部２１を介して、陽電子放出核種により標識された物質（例えば、¹⁸Ｆ標識デオキシグルコースなどの薬剤）が投与された被検体のＰＥＴ画像（ＴＯＦ−ＰＥＴ画像）の撮影要求を受け付けると、画像再構成部２５の再構成処理を以下に説明するように制御する。

すなわち、画像再構成部２５は、較正部２４により較正された複数の検出器モジュール１４それぞれの時間情報に基づいて補正された対消滅ガンマ線の各検出時間の時間差を用いて、被検体のＴＯＦ−ＰＥＴ画像を再構成する。図８は、画像再構成部を説明するための図である。

具体的には、画像再構成部２５は、同時計数情報データ２６ａに格納された同時計数情報を、時間情報データ２６ｂに格納されている較正済みの時間情報を用いて補正する。

例えば、図８に示す一例では、「ＩＤ：１」の検出器モジュール１４の出力を由来とする計測情報「Ｐ：P1_1、Ｅ：E1_1、Ｔ：T1_1」と、「ＩＤ：２」の検出器モジュール１４の出力を由来とする計測情報「Ｐ：P2_2、Ｅ：E2_2、Ｔ：T2_2」との同時計数情報が格納されている。かかる場合、画像再構成部２５は、同時計数情報データ２６ａから「ＩＤ：１」の検出器モジュール１４の時間情報「０」と、「ＩＤ：２」の検出器モジュール１４の時間情報「Δｔ２」とを取得する。そして、画像再構成部２５は、図８に示すように、「Ｔ：T1_1」は補正せずに、「Ｔ：T2_2」を「Ｔ：T2_2＋Δｔ２」と補正する。

また、図８に示す一例では、「ＩＤ：１０」の検出器モジュール１４の出力を由来とする計測情報「Ｐ：P10_2、Ｅ：E10_2、Ｔ：T10_2」と、「ＩＤ：３」の検出器モジュール１４の出力を由来とする計測情報「Ｐ：P3_2、Ｅ：E3_2、Ｔ：T3_2」との同時計数情報が格納されている。かかる場合、画像再構成部２５は、同時計数情報データ２６ａから「ＩＤ：１０」の検出器モジュール１４の時間情報「Δｔ１０」と、「ＩＤ：３」の検出器モジュール１４の時間情報「Δｔ３」とを取得する。そして、画像再構成部２５は、図８に示すように、「Ｔ：T10_2」を「Ｔ：T10_2＋Δｔ１０」と補正し、「Ｔ：T3_2」を「Ｔ：T3_2＋Δｔ３」と補正する。

また、図８に示す一例では、「ＩＤ：８」の検出器モジュール１４の出力を由来とする計測情報「Ｐ：P8_3、Ｅ：E8_3、Ｔ：T8_3」と、「ＩＤ：２０」の検出器モジュール１４の出力を由来とする計測情報「Ｐ：P20_3、Ｅ：E20_3、Ｔ：T20_3」との同時計数情報が格納されている。かかる場合、画像再構成部２５は、同時計数情報データ２６ａから「ＩＤ：８」の検出器モジュール１４の時間情報「Δｔ８」と、「ＩＤ：２０」の検出器モジュール１４の時間情報「Δｔ２０」とを取得する。そして、画像再構成部２５は、図８に示すように、「Ｔ：T8_3」を「Ｔ：T8_3＋Δｔ８」と補正し、「Ｔ：T20_3」を「Ｔ：T20_3＋Δｔ２０」と補正する。

そして、画像再構成部２５は、検出時間を補正した同時計数情報を用いて、ＴＯＦ−ＰＥＴ画像を再構成する。

なお、上記では、同時計数情報の補正処理が画像再構成部２５により行なわれる場合について説明した。しかし、本実施例は、同時計数情報の補正処理が較正部２４またはシステム制御部２７により行なわれる場合であってもよい。あるいは、本実施例は、各検出器モジュール１４の出力データを処理する際に、ＦＥ回路１６が時間情報データ２６ｂを用いて各検出器モジュール１４の検出時間を補正した計数情報を同時計数回路１７に出力する場合であってもよい。かかる場合、同時計数回路１７により生成される同時計数情報の検出時間は、時間情報により補正されたデータであるので、画像再構成部２５は、同時計数情報データ２６ａに格納された同時計数情報をそのまま用いてＴＯＦ−ＰＥＴ画像の再構成を行なう。

また、上記では、較正部２４がコンソール装置２０に設置される場合について説明した。しかし、本実施例は、較正部２４が架台装置１０に設置される場合であってもよい。ＦＥ回路１６が時間情報データ２６ｂを用いて各検出器モジュール１４の検出時間を補正する場合、較正部２４が架台装置１０に設置されるとともに、時間情報データ２６ｂも架台装置１０に設置されることが望ましい。いずれの場合であっても、画像再構成部２５は、検出時間が較正部２４の処理結果により補正された同時計数情報を用いて、ＴＯＦ−ＰＥＴ画像を再構成する。

次に、図９および１０を用いて、本実施例１に係るＰＥＴ装置の処理の流れについて説明する。図９は、実施例１に係るＰＥＴ装置の較正処理を説明するためのフローチャートであり、図１０は、実施例１に係るＰＥＴ装置の画像再構成処理を説明するためのフローチャートである。

図９に示すように、実施例１に係るＰＥＴ装置は、点線源３０が設置された状態で、管理者から入力部２１を介して、較正用計測開始要求を受け付けた否かを判定する（ステップＳ１０１）。ここで、較正用計測開始要求を受け付けない場合（ステップＳ１０１否定）、ＰＥＴ装置は、待機状態となる。

一方、較正用計測開始要求を受け付けた場合（ステップＳ１０１肯定）、システム制御部２７の制御により、同時計数回路１７は、ＦＥ回路１６が出力したデータを用いて、同時計数情報を生成する（ステップＳ１０２）。

そして、較正部２４は、同時計数情報の出力元となる２つの検出器モジュール１４の各検出時間から時間情報を較正する（ステップＳ１０３）。すなわち、較正部２４は、図６に示すように、２つの検出器モジュール１４それぞれと点線源３０との間の距離を用いて、当該２つの検出器モジュール１４の時間情報を較正する。

その後、較正部２４は、すべての検出器モジュール１４の組み合わせで時間情報を較正したか否かを判定する（ステップＳ１０４）。ここで、すべての検出器モジュール１４の組み合わせで時間情報を較正していない場合（ステップＳ１０４否定）、較正部２４は、ステップＳ１０３に戻って、未処理の同時計数情報を用いた較正処理を行なう。

一方、すべての検出器モジュール１４の組み合わせで時間情報を較正した場合（ステップＳ１０４肯定）、較正部２４は、すべての検出器モジュール１４の時間情報を較正し、較正した時間情報を時間情報データ２６ｂに格納して（ステップＳ１０５）、処理を終了する。なお、上記した時間情報の較正処理は、ＰＥＴ装置の出荷時や、ＰＥＴ装置の定期点検時に、管理者により実行される。

そして、時間情報データ２６ｂを用いて本実施例１に係るＰＥＴ装置は、ＴＯＦ−ＰＥＴ画像の再構成処理を行なう。すなわち、図１０に示すように、本実施例１に係るＰＥＴ装置は、操作者から入力部２１を介して、ＰＥＴ画像（ＴＯＦ−ＰＥＴ画像）の撮影要求を受け付けたか否かを判定する（ステップＳ２０１）。ここで、撮影要求を受け付けない場合（ステップＳ２０１否定）、ＰＥＴ装置は、待機状態となる。

一方、撮影要求を受け付けた場合（ステップＳ２０１肯定）、システム制御部２７の制御により、同時計数回路１７は、ＦＥ回路１６が出力したデータを用いて、同時計数情報を生成する（ステップＳ２０２）。

そして、画像再構成部２５は、システム制御部２７の制御により、同時計数情報の検出時間を較正された時間情報により補正する（ステップＳ２０３、図９を参照）。

その後、画像再構成部２５は、検出時間が補正された同時計数情報に基づいて、ＰＥＴ画像（ＴＯＦ−ＰＥＴ画像）を再構成し（ステップＳ２０４）、処理を終了する。

上述したように、本実施例１では、較正部２４は、ガンマ線に由来する光を計数する複数の検出器モジュール１４を有する検出器において、複数の検出器モジュール１４で囲まれる範囲内の任意の位置に、周囲が散乱体３０ｂで囲まれた陽電子放出核種を物体３０ａにより形成される点線源３０が設置された状態で対消滅ガンマ線を略同時に計数した２つの検出器モジュール１４の各検出時間と、当該２つの検出器モジュール１４の位置と、点線源３０の位置とに基づいて、当該２つの検出器モジュール１４それぞれの検出時間を決定するための時間情報を較正することで、複数の検出器モジュール１４すべての時間情報を較正する。画像再構成部２５は、陽電子放出核種により標識された物質が投与された被検体を撮影する際、較正部２４により較正された複数の検出器モジュール１４それぞれの時間情報に基づいて補正された対消滅ガンマ線の各検出時間の時間差を用いて、被検体のＴＯＦ−ＰＥＴ画像を再構成する。

したがって、本実施例１では、周囲が散乱体３０ｂで囲まれた陽電子放出核種を物体３０ａにより形成される点線源３０を用いることのみで、時間情報の較正を行なうことが可能な検出器モジュール１４の組み合わせを網羅することができる。すなわち、本実施例１では、すべての検出器モジュール１４の時間情報を高精度かつ簡便に較正することができる。その結果、本実施例１では、ガンマ線の検出時間差を用いた画像を高精度に再構成することが可能となる。

実施例２では、時間情報の較正に用いられる同時計数情報が選択される場合について、図１１を用いて説明する。図１１は、実施例２に係る較正部を説明するための図である。

実施例２に係るＰＥＴ装置は、図１を用いて説明した実施例１に係るＰＥＴ装置と同様の構成からなる。しかし、実施例２に係る較正部２４は、各検出器モジュール１４の計数結果から算出されるガンマ線のエネルギーに基づいて、少なくとも一方のガンマ線が散乱体３０ｂにより散乱されずに放出されたガンマ線である対消滅ガンマ線を略同時に計数した２つの検出器モジュール１４それぞれの検出時間を用いて、当該２つの検出器モジュール１４それぞれの時間情報を較正する。

すなわち、実施例２に係る較正部２４は、両方とも散乱線の対消滅ガンマ線を検出した同時計数情報を時間較正の処理対象データから排除する。

例えば、散乱後のガンマ線のエネルギーを「E_s」とし、散乱前（散乱無し）のガンマ線のエネルギーを「E_i」とし、「m」を電子の質量とし、「θ」をガンマ線の散乱角とし、「c」を光速とすると、散乱後のガンマ線のエネルギーを「E_s」は、以下の式（１）により算出される。

例えば、式（１）を用いることで、散乱角が「４５°」の場合の「E_s」は、「E_i」を「５１１ｋｅｖ」とすると、「３９５ｋｅｖ」となる。すなわち、ガンマ線は、散乱した角度に応じてエネルギーを失う。したがって、散乱線の計数結果は、エネルギーが小さいために、例えば、電圧値の閾値を用いて検出時間を計測する際に、計測精度が悪化する。このため、両方とも散乱線の対消滅ガンマ線を検出した同時計数情報の検出時間は、時間情報を較正するために用いないことが望ましい。

例えば、図１１に示すように、同時計数情報において、「ＩＤ：２」の検出器モジュール１４が時間「Ｔ：ｔ１」に検出した計測情報のエネルギーが「ｅ１」であり、「ＩＤ：１６」の検出器モジュール１４が時間「Ｔ：ｔ２」に検出した計測情報のエネルギーが「ｅ２」であるとする。そこで、較正部２４は、同時計数情報を形成する計数情報の出力元となる２つの検出器モジュール１４および点線源３０の位置から、散乱角を「４５°」と算出する。そして、較正部２４は、「散乱角：４５°」を式（１）に代入して、「E_s：３６５ｋｅｖ」と算出する。

そして、較正部２４は、図１１に示すように、「５１１−ａ＜ｅ１＜５１１＋ａ」であり、かつ、「３９５−ｂ＜ｅ２＜３９５＋ｂ」である場合、あるいは、「３９５−ｂ＜ｅ１＜３９５＋ｂ」であり、「５１１−ａ＜ｅ２＜５１１＋ａ」である場合、図１１に示す同時計数情報を用いて、「ＩＤ：２」および「ＩＤ：１６」の検出器モジュール１４の時間情報の較正を行なう。また、較正部２４は、散乱角が略「０°」として算出される同時計数情報については、エネルギーが両方とも「５１１−ａ＜ｅ１＜５１１＋ａ」である場合、時間情報の較正処理を行なう。また、図１１に示す「ａ」および「ｂ」は、ＰＥＴ装置の管理者により、任意に設定することができる。

これにより、較正部２４は、両方とも散乱線の対消滅ガンマ線を検出した同時計数情報を排除したうえで、すべての検出器モジュール１４の時間情報を較正する。

次に、図１２を用いて、本実施例２に係るＰＥＴ装置の処理の流れについて説明する。図１２は、実施例２に係るＰＥＴ装置の較正処理を説明するためのフローチャートである。なお、実施例２に係るＰＥＴ装置の画像再構成処理は、図１０を用いて説明した実施例１に係るＰＥＴ装置の画像再構成処理と同様であるので、説明を省略する。

図１２に示すように、本実施例２に係るＰＥＴ装置は、点線源３０が設置された状態で、管理者から入力部２１を介して、較正用計測開始要求を受け付けた否かを判定する（ステップＳ３０１）。ここで、較正用計測開始要求を受け付けない場合（ステップＳ３０１否定）、ＰＥＴ装置は、待機状態となる。

一方、較正用計測開始要求を受け付けた場合（ステップＳ３０１肯定）、システム制御部２７の制御により、同時計数回路１７は、ＦＥ回路１６が出力したデータを用いて、同時計数情報を生成する（ステップＳ３０２）。

そして、較正部２４は、式（１）により設定されるエネルギーウィンドウ幅内にある同時計数情報を選択する（ステップＳ３０３）。すなわち、較正部２４は、両方とも散乱無しの対消滅ガンマ線を計数した同時計数情報と、一方が散乱無しで一方が散乱ありの対消滅ガンマ線を計数した同時計数情報を選択する。

その後、較正部２４は、選択した同時計数情報の出力元となる２つの検出器モジュール１４の各検出時間から時間情報を較正する（ステップＳ３０４）。

そして、較正部２４は、すべての検出器モジュール１４の組み合わせで時間情報を較正したか否かを判定する（ステップＳ３０５）。ここで、すべての検出器モジュール１４の組み合わせで時間情報を較正していない場合（ステップＳ３０５否定）、較正部２４は、ステップＳ３０３に戻って、未処理の同時計数情報を用いた較正処理を行なう。

一方、すべての検出器モジュール１４の組み合わせで時間情報を較正した場合（ステップＳ３０５肯定）、較正部２４は、すべての検出器モジュール１４の時間情報を較正し、較正した時間情報を時間情報データ２６ｂに格納して（ステップＳ３０６）、処理を終了する。

上述したように、本実施例２では、両方とも散乱線の対消滅ガンマ線を検出した同時計数情報の検出時間を排除して、すべての検出器モジュール１４の時間情報を較正するので、時間情報をより高精度に較正することができる。その結果、本実施例２では、ガンマ線の検出時間差を用いた画像をより高精度に再構成することが可能となる。

なお、上記した実施例１および２では、散乱体３０ｂが物体３０ａの全周囲を覆うことで点線源３０が形成される場合について説明した。しかし、実施例１および２で用いられる点線源３０は、散乱体３０ｂが物体３０ａの一部を覆うことで形成される場合であってもよい。図１３は、実施例１および２で用いられる点線源の変形例を説明するための図である。

例えば、点線源３０は、図１３の（Ａ）に示すように、散乱体３０ｂが物体３０ａの下半分を覆うことで形成される場合であってもよい。あるいは、点線源３０は、図１３の（Ｂ）に示すように、散乱体３０ｂが物体３０ａの複数の箇所を覆うことで形成される場合であってもよい。すなわち、点線源３０から放出される対消滅ガンマ線の一部が散乱することで、すべての検出器モジュール１４の組み合わせで同時計数情報を生成することが可能であるならば、散乱体３０ｂにより物体３０ａを覆うパターンは、任意に変更することができる。

なお、本実施例１および２で説明した核医学イメージング方法は、あらかじめ用意された核医学イメージングプログラムをパーソナルコンピュータやワークステーションなどのコンピュータで実行することによって実現することができる。核医学イメージングプログラムは、インターネットなどのネットワークを介して配布することができる。また、核医学イメージングプログラムは、ハードディスク、フレキシブルディスク（ＦＤ）、ＣＤ−ＲＯＭ、ＭＯ、ＤＶＤなどのコンピュータで読み取り可能な記録媒体に記録され、コンピュータによって記録媒体から読み出されることによって実行することもできる。

以下説明したとおり、本実施例１および２によれば、ガンマ線の検出時間差を用いた画像を高精度に再構成することが可能となる。

１０ 架台装置
１１ 天板
１２ 寝台
１３ 寝台駆動部
１４ 検出器モジュール
１４１ シンチレータ
１４２ 光電子増倍管
１４３ ライトガイド
１５ 検出器カバー
１６ ＦＥ回路
１７ 同時計数回路
２０ コンソール装置
２１ 入力部
２２ 表示部
２３ 寝台制御部
２４ 較正部
２５ 画像再構成部
２６ データ記憶部
２６ａ 同時計数情報データ
２６ｂ 時間情報データ
２６ｃ 画像データ
２７ システム制御部

Claims (3)

1. ガンマ線に由来する光を計数する複数の検出器モジュールを有する検出器において、前記複数の検出器モジュールで囲まれる範囲内の任意の位置に、陽電子放出核種を含む物体と、該物体の周囲の少なくとも一部を覆う散乱体とから形成され、該物体の周囲が前記散乱体により覆われていない部分を有する点線源が設置された状態で対消滅ガンマ線を略同時に計数した２つの検出器モジュールの各検出時間と、当該２つの検出器モジュールの位置と、前記点線源の位置とに基づいて、当該２つの検出器モジュールそれぞれの検出時間を決定するための時間情報を較正することで、前記複数の検出器モジュールすべての時間情報を較正する較正部と、
   陽電子放出核種により標識された物質が投与された被検体を撮影する際、前記較正部により較正された前記複数の検出器モジュールそれぞれの時間情報に基づいて補正された対消滅ガンマ線の各検出時間の時間差を用いて、前記被検体の核医学画像を再構成する画像再構成部と、
   を備えたことを特徴とする核医学イメージング装置。
2. 前記較正部は、各検出器モジュールの計数結果から算出されるガンマ線のエネルギーに基づいて、少なくとも一方のガンマ線が前記散乱体により散乱されずに放出されたガンマ線である対消滅ガンマ線を略同時に計数した２つの検出器モジュールそれぞれの検出時間を用いて、当該２つの検出器モジュールそれぞれの時間情報を較正することを特徴とする請求項１に記載の核医学イメージング装置。
3. ガンマ線に由来する光を計数する複数の検出器モジュールを有する検出器において、前記複数の検出器モジュールで囲まれる範囲内の任意の位置に、陽電子放出核種を含む物体と、該物体の周囲の少なくとも一部を覆う散乱体とから形成され、該物体の周囲が前記散乱体により覆われていない部分を有する点線源が設置された状態で対消滅ガンマ線を略同時に計数した２つの検出器モジュールの各検出時間と、当該２つの検出器モジュールの位置と、前記点線源の位置とに基づいて、当該２つの検出器モジュールそれぞれの検出時間を決定するための時間情報を較正することで、前記複数の検出器モジュールそれぞれの時間情報を較正する較正ステップと、
   陽電子放出核種により標識された物質が投与された被検体を撮影する際、前記較正ステップにより較正された前記複数の検出器モジュールそれぞれの時間情報に基づいて補正された対消滅ガンマ線の各検出時間の時間差を用いて、前記被検体の核医学画像を再構成する画像再構成ステップと、
   を含んだことを特徴とする核医学イメージング装置の作動方法。

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