JP5940286B2 - 核医学イメージング装置及び方法 - Google Patents

Description

本発明の実施の形態は、核医学イメージング装置及び方法に関する。

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核医学イメージング装置として、陽電子断層撮影装置（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化合物が被検体に投与される。そして、ＰＥＴ装置は、標識化合物から放出された陽電子が電子と結合して消滅する際に、略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、被検体の周囲に配置されたフォトンカウンティング（photon counting）方式の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。

より詳細には、ＰＥＴ装置は、検出器が出力した計数結果からガンマ線の検出位置とガンマ線の検出時間（例えば、検出時刻）とガンマ線のエネルギー値とを含む計数情報を収集する。そして、ＰＥＴ装置は、検出時間が一定時間のタイムウィンドウ内にある２つの計数情報の組み合わせを、対消滅ガンマ線を略同時に計数した同時計数情報として生成する。そして、ＰＥＴ装置は、同時計数情報を形成する各計数情報に含まれる検出位置を結ぶ直線上に陽電子を放出した標識化合物があるとして、標識化合物の分布を表すＰＥＴ画像を再構成する。しかしながら、従来技術においては、同時計数情報を生成するためのタイムウィンドウが一定であることにより、ＲＩの分布によらず、消滅ガンマ線の信号も散乱線も同等にとらえていた。

特開２００７−１０７９９５号公報

本発明が解決しようとする課題は、画像の精度を向上させることができる核医学イメージング装置及び方法を提供することである。

実施の形態の画像診断装置は、同時計数情報生成手段と、補正データ生成手段と、設定手段とを備える。同時計数情報生成手段は、ガンマ線に由来する光を計数する検出器が出力した計数結果のうち、対消滅ガンマ線を略同時に計数した二つの計数情報を同時計数情報として生成する。補正データ生成手段は、前記同時計数情報に基づいて再構成されたＰＥＴ画像において陽電子放出核種が高頻度で分布する空間位置を取得し、取得した空間位置に基づいて、対消滅により発生した二つのガンマ線の軌跡を示す線ごとに、前記同時計数情報を生成するために用いられる時間範囲の位置を補正するための補正量を示す補正データを生成する。設定手段は、前記対消滅ガンマ線が放出された空間位置に基づいて、前記時間範囲の位置及び幅のうち少なくとも一方を設定する。前記設定手段は、前記軌跡を示す線ごとに、前記補正データに基づいて、前記同時計数情報を生成した際の前記時間範囲の位置をずらすことで前記時間範囲を設定する。前記同時計数情報生成手段は、一組の検出器によってそれぞれ検出された前記対消滅ガンマ線が、前記設定手段によって設定された前記時間範囲内で収集されていた場合に、当該一組の検出器によってそれぞれ検出された対消滅ガンマ線に由来する計数情報の一組を採用することで同時計数情報を生成する。

図１は、第１の実施形態に係るＰＥＴ装置の構成を説明するための図である。 図２は、第１の実施形態に係る検出器モジュールを示す図である。 図３は、従来の同時計数情報の生成及び課題を説明するための図である。 図４は、第１の実施形態に係るオフセットデータ生成部の処理の一例を模式的に示す図である。 図５は、第１の実施形態に係るオフセットデータの一例を示す図である。 図６は、第１の実施形態に係る同時計数情報データに格納された同時計数情報の一例を示す図である。 図７は、第１の実施形態に係るタイムウィンドウ設定部の処理の第１の例を模式的に示す図である。 図８は、第１の実施形態に係るタイムウィンドウ設定部の処理の第２の例を模式的に示す図である。 図９は、第１の実施形態に係るタイムウィンドウ設定部の処理の第３の例を模式的に示す図である。 図１０は、３次元収集に適用する場合の一例を説明するための図である。 図１１は、第１の実施形態に係るＰＥＴ装置による処理の手順を示すフローチャートである。 図１２は、第２の実施形態に係る核医学イメージング装置の構成の一例を説明するための図である。 図１３は、第２の実施形態に係るタイムウィンドウデータの一例を模式的に示す図である。 図１４は、第２の実施形態に係る核医学イメージング装置による処理を説明するためのフローチャートである。

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

（第１の実施形態）
図１は、第１の実施形態に係るＰＥＴ装置１００を示す図である。図１に示すように、第１の実施形態に係るＰＥＴ装置１００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一対のガンマ線を所定のモニタリング期間において計数する。架台装置１０は、図１に示すように、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、同時計数部１５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６１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、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）方式の検出器である。図２は、第１の実施形態に係る検出器モジュール１４を示す図である。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（ＰＭＴ：Photomultiplier Tube）１４２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検出素子である。例えば、シンチレータ１４１は、ＮａＩやＢＧＯなどが、図２に示すように、２次元に配列されている。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。そして、光電子増倍管１４２は、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る。例えば、ライトガイド１４３は、光透過性に優れたプラスチック素材などから形成される。

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を有している。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１０００ボルト以上の電圧が印加される。

すなわち、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。

架台装置１０においては、図１に示すように、複数の検出器モジュール１４が、被検体Ｐの周囲を環状に取り囲むように配置される。また、架台装置１０においては、環状検出器モジュール群が、所定の軸（被検体Ｐの体軸）方向に沿って複数配置される場合もある。なお、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、架台装置１０は、陽電子核種から放出される放射線を検出するために、放射線を光に変換する複数のシンチレータ１４１が環状に配置された環状シンチレータ群が、被検体Ｐの体軸方向に沿って複数配置された検出器を有する。

図１に戻って、同時計数部１５は、各検出器モジュール１４の出力結果に基づいて、陽電子から放出された一対のガンマ線の入射方向を決定するための同時計数情報を生成する。具体的には、同時計数部１５は、シンチレータ１４１から散乱して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の位置および電気信号の強度に対応する入射ガンマ線のエネルギーから重心位置を演算することで、検出器モジュール１４におけるガンマ線の入射位置（シンチレータ１４１の位置）を決定する。また、同時計数部１５は、各光電子増倍管１４２が出力した電気信号の強度を積分することで、検出器モジュール１４に対して入射したガンマ線のエネルギー値を演算する。

そして、同時計数部１５は、検出器モジュール１４の出力結果の中から、ガンマ線の入射タイミング（時間）が一定時間のタイムウィンドウ幅以内にあり、エネルギー値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。例えば、４〜１２ｎｓｅｃの時間ウィンドウ幅と、３５０ｋｅＶ〜５５０ｋｅＶのエネルギーウィンドウ幅とが、検索条件として設定される。そして、同時計数部１５は、検索した組み合わせの出力結果を、２つの消滅フォトンを同時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、同時計数部１５は、同時計数情報をＰＥＴ画像再構成用のガンマ線投影データとして図１に示すコンソール装置２０に送信する。なお、２つの消滅フォトンを同時計数した２つの検出位置を結ぶ線は、ＬＯＲ（Line of Response）と呼ばれる。また、同時計数情報は、コンソール装置２０にて生成される場合であってもよい。

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画像を再構成する。コンソール装置２０は、図１に示すように、入力部３０と、表示部４０と、データ記憶部５０と、寝台制御部６１と、画像再構成部６２と、オフセットデータ生成部６３と、タイムウィンドウ設定部６４と、システム制御部６５とを有する。そして、コンソール装置２０が有する各部は、図１に示すように、内部バスを介して接続される。

入力部３０は、ＰＥＴ装置１００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する。そして、入力部３０は、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６５に転送する。例えば、入力部３０は、操作者から後述するオフセットデータを生成する際の条件や、画像補正を行なうための補正条件などを受け付ける。

表示部４０は、操作者によって参照されるモニタである。表示部４０は、後述するシステム制御部６５による制御に基づいて、ＰＥＴ画像を操作者に表示したり、入力部３０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６１は、寝台駆動部１３を制御して、被検体Ｐを架台装置１０の撮影口内に移動させる。

データ記憶部５０は、図１に示すように、同時計数情報データ５１と、画像データ５２と、オフセットデータ５３とを有する。同時計数情報データ５１は、同時計数部１５が生成した同時計数情報を記憶する。画像データ５２は、画像再構成部６２により再構成されたＰＥＴ画像を記憶する。オフセットデータ５３は、オフセットデータ生成部６３の処理結果を記憶する。なお、オフセットデータ５３が記憶する内容については、後に詳述する。

画像再構成部６２は、同時計数部１５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５１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６２は、後述するタイムウィンドウ設定部６４によって設定されたタイムウィンドウを用いて生成された同時計数情報からＰＥＴ画像を生成する。そして、画像再構成部６２は、再構成したＰＥＴ画像をデータ記憶部５０の画像データ５２に格納する。

オフセットデータ生成部６３は、画像再構成部６２によって再構成されたＰＥＴ画像に基づいて、ＬＯＲごとにタイムウィンドウを変化させるためのオフセットデータを生成する。なお、オフセットデータ生成部６３については後述する。

タイムウィンドウ設定部６４は、オフセットデータ生成部６３によって生成されたオフセットデータに基づいて、同時計数情報を生成するためのタイムウィンドウをＬＯＲごとに設定する。なお、タイムウィンドウ設定部６４については後述する。

システム制御部６５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１００の全体制御を行う。具体的には、システム制御部６５は、寝台１２の移動や、同時計数部１５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６５は、入力部３０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６２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６５は、画像データ５２が記憶するＰＥＴ画像を、表示部４０に表示するように制御する。

以上、第１の実施形態に係るＰＥＴ装置１００の全体構成について説明した。かかる構成のもと、第１の実施形態に係るＰＥＴ−ＣＴ装置１００は、ＲＩの分布、或いは、検査の対象部位の位置に基づいて、タイムウィンドウを所定量移動させるオフセットを実行した後に同時計数情報を生成することにより、画像の精度を向上させる。

ここで、同時計数情報の生成について説明する。図３は、従来の同時計数情報の生成及び課題を説明するための図である。図３においては、架台装置１０の撮影口内の位置する被検体Ｐの断面図を示している。例えば、従来の同時計数情報の生成においては、陽電子放出核種で標識された化合物が被検体Ｐに静脈注射で投与される。そして、従来の同時計数情報の生成においては、化合物から放出された陽電子が電子と対消滅する際に放出されたガンマ線（対消滅ガンマ線）を検出器モジュールによって収集し、略同時に収集したガンマ線に由来する計数情報を同時計数情報として生成する。

一例を挙げると、図３の（Ａ）に示すように、検出器モジュール１４ａによって収集されたガンマ線から変換した信号Ａの検出時間と、検出器モジュール１４ｂによって収集されたガンマ線から変換した信号Ｂの検出時間とがタイムウィンドウ内に位置することから、信号Ａに係る情報と信号Ｂに係る情報とを用いて同時計数情報が生成される。なお、この時、タイムウィンドウだけではなく、信号Ａ及び信号Ｂそれぞれについてエネルギーウィンドウを用いた判定なども実行されている。また、タイムウィンドウの幅は、図３の（Ａ）に示すように、例えば、４〜１２ｎｓｅｃの間の一定時間が設定される。また、図３に示す点７０は、ガンマ線が放出された位置を示している。

従来においては、上記したように同時計数情報が生成されるが、例えば、心臓や脳などのように、検査空間内で局所的に位置する部位を検査対象とする場合においても同様に同時計数情報が生成される。すなわち、従来の同時計数情報の生成において用いられるタイムウィンドウは、検査対象の部位に関係なく一定に設定される。しかしながら、検査対象の部位が心臓や脳などの場合には、ガンマ線が放出される空間位置がＬＯＲの中央からずれた位置となるため、ガンマ線が検出器モジュールに収集される時間に時間差が生じることとなる。換言すると、従来の方法では、位置に依存せず、消滅ガンマ線の信号も散乱線も同等にとらえているため、散乱線や偶発同時計数を余分にとらえている。

例えば、図３の（Ｂ）に示すように、心臓を検査対象とする場合においては、ガンマ線が放出された位置７０がＬＯＲの中央８０からずれた位置にあるため、位置７０で放出されたガンマ線が検出器モジュール１４ａ及び１４ｂそれぞれに収集される時間に時間差が生じる。その結果、例えば、検出器モジュール１４ａによって収集されたガンマ線に由来する信号と、他の検出器モジュールによって収集されたガンマ線に由来する信号とを用いて同時計数情報を生成する場合がある。

そこで、開示の技術では、検査対象の部位が心臓や脳などのように、ガンマ線が放出される空間位置がＬＯＲの中央からずれた位置にある場合に、位置情報を用いることより散乱線や偶発同時計数を減らして、真の消滅ガンマ線の信号を増やすことにより、画像の精度を向上させることを可能にする核医学イメージング装置を提供することを目的とする。

上記した目的を達成するために、第１の実施形態に係るＰＥＴ装置１００は、同時計数部１５によって生成された同時計数情報に対して、検査対象の部位の空間位置を考慮して新たに設定したタイムウィンドウにより再度同時計数の判定を行い、該判定により同時計数だと判定した同時計数情報を用いてＰＥＴ画像を生成する。上記した処理について、以下で詳述する。

図１に戻って、画像再構成部６２は、同時計数部１５によって生成された同時計数情報を用いて、ＰＥＴ画像を再構成する。ここで、画像再構成部６２は、すべての同時計数情報を用いてもよいし、同時計数情報の一部だけを用いる場合であってもよい。

オフセットデータ生成部６３は、対消滅ガンマ線を略同時に計数した計数情報から生成された同時計数情報に基づいて再構成されたＰＥＴ画像においてＲＩが高頻度で分布する空間位置を取得し、取得した空間位置に基づいて、対消滅ガンマ線を検出した一組の検出器を結ぶ線ごとの所定の時間幅の補正量を示す補正データを生成する。

具体的には、オフセットデータ生成部６３は、まず、画像再構成部６２によって再構成されたＰＥＴ画像からＲＩが高頻度で分布する空間位置を取得する。なお、このときの再構成は、オフセットなしであり、タイムウィンドウもオフセット有りのデータを変換する場合よりも広めにとる。そして、オフセットデータ生成部６３は、同時計数情報データ５１に記憶された同時計数情報に含まれるＬＯＲの情報と、ＰＥＴ画像から取得したＲＩが高頻度で分布する空間位置とを用いて、ＬＯＲごとにタイムウィンドウのオフセット量を対応付けたオフセットデータを生成する。

図４は、第１の実施形態に係るオフセットデータ生成部６３の処理の一例を模式的に示す図である。図４においては、架台装置１０の撮影口内の位置する被検体Ｐの断面図を示している。例えば、オフセットデータ生成部６３は、図４の（Ａ）に示すように、画像再構成部６２によって生成されたＰＥＴ画像からＲＩが高頻度で分布する空間位置９０を取得する。

そして、オフセットデータ生成部６３は、取得した空間位置９０と同時計数情報のＬＯＲの情報とを用いて、オフセットデータを生成する。例えば、オフセットデータ生成部６３は、図４の（Ｂ）に示すように、検出器モジュール１４ａと検出器モジュール１４ｂとを結ぶＬＯＲ１と空間位置９０とを用いて、以下に示すようにオフセットデータを生成する。まず、オフセットデータ生成部６３は、取得した空間位置９０上をＬＯＲ１が通過するか否かを判定する。そして、オフセットデータ生成部６３は、ＬＯＲ１が空間位置９０上を通過することから、ＬＯＲ１と空間位置９０との交点８１を算出する。

その後、オフセットデータ生成部６３は、算出した交点８１とＬＯＲの中央８０との距離８２に基づいてオフセットデータを生成し、生成したオフセットデータをデータ記憶部５０のオフセットデータ５３に格納する。図５は、第１の実施形態に係るオフセットデータの一例を示す図である。例えば、オフセットデータ生成部６３は、図５に示すように、「ＬＯＲ１」と「１４ａ−１４ｂ＝１」とを対応付けたオフセットデータを生成して、データ記憶部５０のオフセットデータ５３に格納する。上記した情報は、ＬＯＲ１のタイムウィンドウを検出器モジュール１４ａによって収集されたガンマ線から変換した信号側に「１」シフトさせることを意味している。同様に、オフセットデータ生成部６３は、図５に示すように、「ＬＯＲ２」と「１４ｃ−１４ｄ＝０」とを対応付けたオフセットデータを生成して、データ記憶部５０のオフセットデータ５３に格納する。なお、「ＬＯＲ２」は、図４の（Ｂ）に示すように、空間位置９０上を通過していないので、シフト量が「０」となっている。

図１に戻って、タイムウィンドウ設定部６４は、対消滅ガンマ線が放出された空間位置に基づいて、同時計数情報を生成するために用いられる時間範囲の位置及び幅のうち少なくとも一方を設定する。具体的には、タイムウィンドウ設定部６４は、対消滅ガンマ線を検出した一組の検出器を結ぶ線ごとに、当該線上における当該対消滅ガンマ線が放出された位置に基づいて時間範囲の位置を設定する。より具体的には、タイムウィンドウ設定部６４は、オフセットデータ生成部６３によって生成されたオフセットデータに基づいて、同時計数情報を生成した際のタイムウィンドウの位置をずらす。

すなわち、タイムウィンドウ設定部６４は、オフセットデータ５３に格納されたオフセットデータを参照し、同時計数情報データ５１に格納された同時計数情報ごとのタイムウィンドウを設定する。ここで、同時計数情報について説明する。図６は、第１の実施形態に係る同時計数情報データ５１に格納された同時計数情報の一例を示す図である。

例えば、同時計数情報データ５１には、図６に示すように、「検出位置：Ｐ１」と、「時間：Ｔ１」と、「検出器モジュール：１４ａ」と、「エネルギー：Ｅ１」とが対応付けられた計数情報と、「検出位置：Ｐ１０」と、「時間：Ｔ１０」と、「検出器モジュール：１４ｂ」と、「エネルギー：Ｅ１０」とが対応付けられた計数情報とがさらに対応付けられた同時計数情報が格納される。

タイムウィンドウ設定部６４は、例えば、図５に示すオフセットデータを参照して、図６に示す同時係数情報の同時計数を判定したタイムウィンドウを設定する。すなわち、タイムウィンドウ設定部６４は、図５に示すオフセットデータから、図６に示す同時係数情報に対応するオフセットデータ「ＬＯＲ１、１４ａ−１４ｂ＝１」を取得して、タイムウィンドウを設定する。

ここで、タイムウィンドウ設定部６４による処理について、図７〜図９を用いて説明する。図７は、第１の実施形態に係るタイムウィンドウ設定部６４の処理の第１の例を模式的に示す図である。図７においては、図４の（Ｂ）に示す検出器モジュール１４ａによって収集されたガンマ線に由来する信号Ａと、検出器モジュール１４ｂによって収集されたガンマ線に由来する信号Ｂとがタイムウィンドウによって同時計数の判定が行われる際の状態を示す。すなわち、図７の（Ａ）に示すように、ＲＩが高頻度で分布する空間位置９０がＬＯＲ１の中央８０からずれた位置にある場合のタイムウィンドウ設定部６４による処理の一例を示す。

例えば、図７の（Ａ）に示すような場合、タイムウィンドウ設定部６４は、消滅ガンマ線の到達が早い側の信号のウィンドウを狭くするようにタイムウィンドウをずらす。例えば、タイムウィンドウ設定部６４は、図７の（Ｂ）に示す信号Ａと信号Ｂとの中央に中心が位置するタイムウィンドウを、図７の（Ｃ）に示すように、オフセットデータのシフト量に基づいてシフトさせる。すなわち、タイムウィンドウ設定部６４は、図７の（Ｃ）の矢印８３に示すように、消滅ガンマ線の到達が早い検出器モジュール１４ａによって検出された信号Ａ側のウィンドウが狭くなるように、タイムウィンドウをオフセットデータのシフト量「１」（図５参照）だけシフトさせる。

図８は、第１の実施形態に係るタイムウィンドウ設定部６４の処理の第２の例を模式的に示す図である。図８においては、図７の（Ａ）に示すように、ＲＩが高頻度で分布する空間位置９０がＬＯＲ１の中央８０からずれた位置にある際に、検出器モジュール１４ａに到達する消滅ガンマ線の到達時間が遅い場合について示す。上記した場合、タイムウィンドウ設定部６４は、図８の（Ａ）に示す信号Ａと信号Ｂとの中央に中心が位置するタイムウィンドウを、図８の（Ｂ）に示すように、オフセットデータのシフト量に基づいてシフトさせる。すなわち、タイムウィンドウ設定部６４は、図８の（Ｂ）の矢印８４に示すように、消滅ガンマ線の到達が遅い検出器モジュール１４ａによって検出された信号Ａ側のウィンドウが狭くなるように、タイムウィンドウをオフセットデータのシフト量「１」の符号を「−（マイナス）」にした「−１」分シフトさせる。

図９は、第１の実施形態に係るタイムウィンドウ設定部６４の処理の第３の例を模式的に示す図である。図９においては、ＲＩが高頻度で分布する空間位置９０とＬＯＲ１の中央８０の位置とがずれていない場合のタイムウィンドウ設定部６４による処理の一例を示す。例えば、仮に、図９の（Ａ）に示すように、空間位置９０とＬＯＲ１の中央８０の位置とがずれていない場合には、オフセットデータに記憶されるシフト量は「０」となる。従って。タイムウィンドウ設定部６４は、図９の（Ｂ）に示す信号Ａと信号Ｂとの中央に中心が位置するタイムウィンドウを、図９の（Ｃ）に示すように、シフトさせずに、そのまま設定する。

システム制御部６５は、タイムウィンドウ設定部６４によって設定されたタイムウィンドウ内で計数された二つの計数情報を同時計数として生成させる。具体的には、システム制御部６５は、一組の検出器によってそれぞれ検出された対消滅ガンマ線が、タイムウィンドウ設定部６４によって設定されたタイムウィンドウ内で収集されていた場合に、当該一組の検出器によってそれぞれ検出された対消滅ガンマ線に由来する計数情報を同時計数情報として生成させる。

例えば、システム制御部６５は、図７の（Ｃ）に示すように、タイムウィンドウ設定部６４によってタイムウィンドウが矢印８３だけシフトされ後においてもタイムウィンドウから信号Ａ及び信号Ｂが外れなかった場合に、信号Ａと信号Ｂとを用いて生成された同時計数情報を画像再構成に用いるように制御する。すなわち、画像再構成部６２は、図６に示す「検出位置：Ｐ１、時間：Ｔ１、検出器モジュール：１４ａ、エネルギー：Ｅ１」と「検出位置：Ｐ１０、時間：Ｔ１０、検出器モジュール：１４ｂ、エネルギー：Ｅ１０」とが対応付けられた同時計数情報を用いてＰＥＴ画像を再構成する。

一方、タイムウィンドウ設定部６４によってシフトされたタイムウィンドウから信号Ａ又は信号Ｂが外れた場合には、システム制御部６５が、信号Ａと信号Ｂとを用いて生成された同時計数情報を誤った同時計数情報であるとして画像再構成に用いないように制御する。すなわち、画像再構成部６２は、図６に示す「検出位置：Ｐ１、時間：Ｔ１、検出器モジュール：１４ａ、エネルギー：Ｅ１」と「検出位置：Ｐ１０、時間：Ｔ１０、検出器モジュール：１４ｂ、エネルギー：Ｅ１０」とが対応付けられた同時計数情報を用いずにＰＥＴ画像を再構成する。

上述した例では、被検体Ｐの断面を例に挙げて説明したが、開示の技術はこれに限定されるものではなく、例えば、第１の実施形態に係るＰＥＴ装置１００は、被検体の体軸方向を含めた３次元収集に適用することも可能である。図１０は、３次元収集に適用する場合の一例を説明するための図である。例えば、ＰＥＴ装置１００は、図１０に示すように、検出器モジュール１４ｅと検出器モジュール１４ｆとによって収集された信号により生成されたＬＯＲについて、タイムウィンドウを設定し、信号の同時計数を再度判定することが可能である。

また、上述した例では、同時計数部１５によって生成された同時計数情報に対して、新たに設定したタイムウィンドウにより同時計数を判定し、２つの信号がタイムウィンドウ内にある場合に、同時計数として採用する例を説明した。しかしながら、開示の技術は、これに限定されるものではなく、例えば、タイムウィンドウをシフトさせた際に、タイムウィンドウ内でペアリングされた信号を用いて同時計数情報を生成することも可能である。

このように、第１の実施形態に係るＰＥＴ装置１００は、検査対象部位の位置情報に応じてタイムウィンドウをシフトさせることにより、ＴＯＦ（Time Of Flight）のような複雑な機能を用いることなくノイズの低減及び分解能の向上を実現することができ、画像の精度を向上させることを可能にする。

次に、図１１を用いて、第１の実施形態に係る核医学イメージング装置の処理について説明する。図１１は、第１の実施形態に係るＰＥＴ装置１００による処理の手順を示すフローチャートである。図１１に示すように、第１の実施形態に係るＰＥＴ装置１００においては、同時計数部１５が、計数情報を収集する（ステップＳ１０１）。

そして、同時計数部１５が同時計数情報を生成し、画像再構成部６２が同時計数部１５によって生成された同時計数情報を用いてＰＥＴ画像を再構成する（ステップＳ１０２）。続いて、オフセットデータ生成部６３が、画像再構成部６２によって再構成されたＰＥＴ画像に基づいて、ＲＩが高頻度で分布する空間位置を特定して（ステップＳ１０３）、ＬＯＲごとにタイムウィンドウのシフト量が対応付けられたオフセットデータを生成する（ステップＳ１０４）。

そして、タイムウィンドウ設定部６４が、オフセットデータ生成部６３によって生成されたオフセットデータを参照して、ＬＯＲごとにタイムウィンドウを設定する（ステップＳ１０５）。その後、システム制御部６５が、タイムウィンドウ設定部６４によって設定されたタイムウィンドウを用いて同時計数を判定して、２つの信号がタイムウィンドウ内にある場合に、同時計数情報として生成する（ステップＳ１０６）。

そして、システム制御部６５が、偶発同時計数を除外するためのランダム補正などの補正処理を実行させ（ステップＳ１０７）、画像再構成部６２にＰＥＴ画像を再構成させ（ステップＳ１０８）、処理を終了する。

上述したように、第１の実施形態によれば、タイムウィンドウ設定部６４は、対消滅ガンマ線が放出された空間位置に基づいて、同時計数情報を生成するために用いられるタイムウィンドウを設定する。そして、システム制御部６５は、タイムウィンドウ設定部６４によって設定されたタイムウィンドウ内で計数された二つの計数情報を同時計数情報として生成する。従って、第１の実施形態に係るＰＥＴ装置１００は、検査対象の空間位置に応じてタイムウィンドウを設定することができ、画像の精度を向上させることを可能にする。

また、第１の実施形態によれば、タイムウィンドウ設定部６４は、対消滅により発生した二つのガンマ線の軌跡を示すＬＯＲごとに、当該ＬＯＲ上における当該対消滅ガンマ線が放出された位置に基づいてタイムウィンドウを設定する。そして、システム制御部６５は、一組の検出器によってそれぞれ検出された対消滅ガンマ線が、タイムウィンドウ設定部６４によって設定されたタイムウィンドウ内で収集されていた場合に、当該一組の検出器によってそれぞれ検出された対消滅ガンマ線に由来する計数情報の一組を採用することで同時計数情報を生成させる。従って、第１の実施形態に係るＰＥＴ装置１００は、ノイズの低減及び分解能の向上を実現でき、画像の精度を向上させることを可能にする。

また、第１の実施形態によれば、オフセットデータ生成部６３は、対消滅ガンマ線を略同時に計数した計数情報から生成された同時計数情報に基づいて再構成されたＰＥＴ画像において陽電子放出核種が高頻度で分布する空間位置を取得し、取得した空間位置に基づいて、ＬＯＲごとにタイムウィンドウを補正するための補正量を示すオフセットデータを生成する。そして、タイムウィンドウ設定部６４は、オフセットデータ生成部６３によって生成されたオフセットデータに基づいて、同時計数情報を生成した際のタイムウィンドウの位置をずらす。従って、第１の実施形態に係るＰＥＴ装置１００は、既存の技術を利用して適切なタイムウィンドウを設定することができ、画像の精度を容易に向上させることを可能にする。

（第２の実施形態）
上述した第１の実施形態では、検査対象の位置に応じてタイムウィンドウをシフトさせる場合について説明した。第２の実施形態では、検査対象の位置に応じてタイムウィンドウの幅を変化させる場合について説明する。具体的には、第２の実施形態に係る核医学イメージング装置は、ＴＯＦ機能を利用して、視野内の周方向におけるガンマ線が放出された位置を特定し、特定した位置に応じてタイムウィンドウの幅を変化させることで、視野内の周辺部における感度の低下を抑制する。

ここで、視野内の周辺部における感度の低下について説明する。対消滅により発生する２つのガンマ線は、ほぼ正反対の方向に放出される。ここで、視野内の中央付近で対消滅が生じた場合には、ほとんどのガンマ線が対向する検出器によって収集される。しかしながら、視野内の周辺部付近で対消滅が生じた場合には、対向していない検出器の方向に２つのガンマ線が放出されることがあり、ガンマ線の収集効率が低下するために同時計数される計数情報が少なくなり、感度が低下する。そこで、第２の実施形態に係る核医学イメージング装置は、視野内の周方向の位置に応じてタイムウィンドウの幅を変化させることで、同時計数される計数情報を増加させて感度の低下を抑止する。具体的には、第２の実施形態に係る核医学イメージング装置は、視野内の中心部付近では、タイムウィンドウの幅を狭くし、周辺にいくほどタイムウィンドウの幅を広くする。

まず、第２の実施形態に係る核医学イメージング装置の構成を説明する。図１２は、第２の実施形態に係るＰＥＴ装置２００の構成の一例を説明するための図である。図１２に示すように、ＰＥＴ装置２００は、第１の実施形態に係るＰＥＴ装置１００と比較して、コンソール装置２０ａに較正部６６とタイムウィンドウデータ５４とを有する点、及び、タイムウィンドウ設定部６４による処理内容が異なる。以下、これらを中心に説明する。

タイムウィンドウデータ５４は、後述するタイムウィンドウ設定部６４の処理によって生成されたタイムウィンドウデータを記憶する。図１３は、第２の実施形態に係るタイムウィンドウデータの一例を模式的に示す図である。例えば、タイムウィンドウデータ５４は、図１３に示すように、領域Ｒ１からＲ４までの各領域でタイムウィンドウの幅を変化させる旨の情報をタイムウィンドウデータとして記憶する。ここで、タイムウィンドウデータは、図１３に示すように、視野の中心から周辺部に向けて徐々に幅を広げたタイムウィンドウの情報をタイムウィンドウデータとして記憶する。なお、領域ごとのタイムウィンドウの幅は、管理者によって任意に決定される。

較正部６６は、陽電子から放出された一対のガンマ線を検出した一組の検出器の空間位置と、該一組の検出器によって一対のガンマ線が検出された一組の検出時間とを用いて、該ＬＯＲ上に該陽電子の空間位置を推測する。具体的には、較正部６６は、ＴＯＦ機能を有し、一組の検出器によってガンマ線が検出された一組の検出時間から検出時間差を算出し、算出した時間差と、該一組の検出器の位置とに基づいて、ＬＯＲごとにガンマ線が放出された空間位置を推測したＴＯＦ情報を生成する。

タイムウィンドウ設定部６４は、タイムウィンドウデータ５４に格納されたタイムウィンドウデータと、較正部６６によって推測されたガンマ線の空間位置とを用いて、タイムウィンドウの幅を設定する。具体的には、タイムウィンドウ設定部６４は、較正部６６によって生成されたＴＯＦ情報を収集し、収集したＴＯＦ情報を用いて、ＬＯＲごとに視野内の中央の位置からガンマ線が放出された位置までの距離を算出する。そして、タイムウィンドウ設定部６４は、算出した距離とタイムウィンドウデータとを照合して、ＬＯＲごとにタイムウィンドウの幅を決定し、決定した幅のタイムウィンドウを設定する。

例えば、タイムウィンドウ設定部６４は、較正部６６によって推測されたガンマ線の放出位置が図１１に示す領域Ｒ４であった場合には、幅が最も広いタイムウィンドウを設定する。そして、同時計数部１５は、タイムウィンドウ設定部６４によって設定されたタイムウィンドウを用いて、計数情報から再度同時計数情報を生成する。

上述した例では、被検体Ｐの断面を例に挙げて説明したが、開示の技術はこれに限定されるものではなく、例えば、第２の実施形態に係るＰＥＴ装置２００は、被検体の体軸方向を含めた３次元収集に適用することも可能である。かかる場合には、ガンマ線が放出された空間位置から視野の中心までの距離以外に、ＬＯＲの体軸方向の長さも考慮して、タイムウィンドウの幅が設定される。

このように、第２の実施形態に係るＰＥＴ装置２００は、ガンマ線が放出された空間位置に応じてタイムウィンドウの幅を変化させることで、同時計数される計数情報を増加させて感度の低下を抑止する。その結果、第２の実施形態に係るＰＥＴ装置２００は、画像の精度を向上させることを可能にする。

次に、図１４を用いて、第２の実施形態に係るＰＥＴ装置２００による処理について説明する。図１４は、第２の実施形態に係るＰＥＴ装置２００による処理を説明するためのフローチャートである。

図１４に示すように、第２の実施形態に係るＰＥＴ装置２００においては、同時計数部１５が、計数情報を収集する（ステップＳ２０１）。そして、タイムウィンドウ設定部６４が、較正部６６によって生成されたＴＯＦ情報を収集し（ステップＳ２０２）、タイムウィンドウデータを参照して（ステップＳ２０３）、ＬＯＲごとのタイムウィンドウを設定する（ステップＳ２０４）。

その後、同時計数部１５が、タイムウィンドウ設定部６４によって設定されたタイムウィンドウを用いて、計数情報から同時計数情報を生成する（ステップＳ２０５）。そして、システム制御部６５が、偶発同時計数を除外するためのランダム補正などの補正処理を実行させ（ステップＳ２０６）、画像再構成部６２にＰＥＴ画像を再構成させ（ステップＳ２０７）、処理を終了する。

上述したように、第２の実施形態によれば、較正部６６は、対消滅ガンマ線を検出した一組の検出器の空間位置と、該一組の検出器によって一対の対消滅ガンマ線が検出された一組の検出時間とを用いて、当該一対の対消滅ガンマ線の軌跡を示すＬＯＲ上に該陽電子の空間位置を推測する。そして、タイムウィンドウ設定部６４は、較正部６６によって推測された陽電子の空間位置に基づいて、ＬＯＲごとのタイムウィンドウの幅を変化させる。そして、同時計数部１５は、タイムウィンドウ設定部６４によって幅が変化されたタイムウィンドウを用いて同時計数情報を生成する。従って、第２の実施形態に係るＰＥＴ装置２００は、ガンマ線が放出された空間位置に応じてタイムウィンドウの幅を変化させることで、同時計数される計数情報を増加させて感度の低下を抑止することができ、画像の精度を向上させることを可能にする。

（第３の実施形態）
さて、これまで第１及び第２の実施形態について説明したが、上述した第１及び第２の実施形態以外にも、種々の異なる形態にて実施されてよいものである。

上述した第１及び第２の実施形態では、核医学イメージング装置としてＰＥＴ装置を用いる場合について説明した。しかしながら、開示の技術はこれに限定されるものではなく、例えば、核医学イメージング装置としてＰＥＴ−ＣＴ装置やＰＥＴ−ＭＲ装置を用いる場合であってもよい。かかる場合には、ＣＴ装置やＭＲＩ装置によって生成された形態画像から検査対象の部位の位置を特定する場合であってもよい。すなわち、ＰＥＴ画像を再構成することなく、オフセットデータ生成部６３は、ＣＴ画像又はＭＲ画像を用いてオフセットデータを生成する。

なお、上記した実施の形態は例示であり、発明の範囲はこれに限定されるものではない。

以上説明したとおり、第１〜３の実施形態によれば、画像の精度を向上させることを可能にする。

本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。

１０ 架台装置
１５ 同時計数部
２０ コンソール装置
６２ 画像再構成部
６３ オフセットデータ生成部
６４ タイムウィンドウ設定部
６５ システム制御部
６６ 較正部

Claims (3)

1. ガンマ線に由来する光を計数する検出器が出力した計数結果のうち、対消滅ガンマ線を略同時に計数した二つの計数情報を同時計数情報として生成する同時計数情報生成手段と、
   前記同時計数情報に基づいて再構成されたＰＥＴ画像において陽電子放出核種が高頻度で分布する空間位置を取得し、取得した空間位置に基づいて、対消滅により発生した二つのガンマ線の軌跡を示す線ごとに、前記同時計数情報を生成するために用いられる時間範囲の位置を補正するための補正量を示す補正データを生成する補正データ生成手段と、
   前記対消滅ガンマ線が放出された空間位置に基づいて、前記時間範囲の位置及び幅のうち少なくとも一方を設定する設定手段と、
   を備え、
   前記設定手段は、前記軌跡を示す線ごとに、前記補正データに基づいて、前記同時計数情報を生成した際の前記時間範囲の位置をずらすことで前記時間範囲を設定し、
   前記同時計数情報生成手段は、一組の検出器によってそれぞれ検出された前記対消滅ガンマ線が、前記設定手段によって設定された前記時間範囲内で収集されていた場合に、当該一組の検出器によってそれぞれ検出された対消滅ガンマ線に由来する計数情報の一組を採用することで同時計数情報を生成することを特徴とする核医学イメージング装置。
2. 前記対消滅ガンマ線を検出した一組の検出器の空間位置と、当該一組の検出器によって一対の対消滅ガンマ線が検出された一組の検出時間とを用いて、当該一対の対消滅ガンマ線の軌跡を示す線上に陽電子の空間位置を推測する推測手段をさらに備え、
   前記設定手段は、前記推測手段によって推測された陽電子の空間位置に基づいて、前記時間範囲の幅を変化させ、
   前記同時計数情報生成手段は、前記設定手段によって変化された時間範囲の幅を用いて前記同時計数情報を生成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検出器が出力した計数結果のうち、対消滅ガンマ線を略同時に計数した二つの計数情報を同時計数情報として生成する同時計数情報生成工程と、
   前記同時計数情報に基づいて再構成されたＰＥＴ画像において陽電子放出核種が高頻度で分布する空間位置を取得し、取得した空間位置に基づいて、対消滅により発生した二つのガンマ線の軌跡を示す線ごとに、前記同時計数情報を生成するために用いられる時間範囲の位置を補正するための補正量を示す補正データを生成する補正データ生成工程と、
   前記対消滅ガンマ線が放出された空間位置に基づいて、前記時間範囲の位置及び幅のうち少なくとも一方を設定する設定工程と、
   を含み、
   前記設定工程は、前記軌跡を示す線ごとに、前記補正データに基づいて、前記同時計数情報を生成した際の前記時間範囲の位置をずらすことで前記時間範囲を設定し、
   前記同時計数情報生成工程は、一組の検出器によってそれぞれ検出された前記対消滅ガンマ線が、前記設定工程によって設定された前記時間範囲内で収集されていた場合に、当該一組の検出器によってそれぞれ検出された対消滅ガンマ線に由来する計数情報の一組を採用することで同時計数情報を生成することを特徴とする核医学イメージング方法。

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