JPH0551110B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 （産業上の利用分野） 本発明は、医療用画像診断装置であるポジトロ
ンCT（Computer Tomography）装置、特に検
出器の配列に改良を施し、検出器を移動させない
で、充分は解像力を得ることができるポジトロン
CT装置に関する。

（従来の技術） ポジトロンCT装置は人体のまわりに対向する
シンチレータ（検出器）を配置し、人体を通る断
面を通して陽電子放出核種の人体内分布集積濃度
を測定するものである。

ある種の同位元素は陽電子を放出して崩壊する
が、この陽電子は人体内を数mm以下の距離を進行
する間に衝突によつてエネルギーを失い、陰電子
と結合して消滅する。

その際、２つの粒子静止質量は511KeVの２本
のγ線対となり、互いに180°の反対方向に放射さ
れる。

これらが人体を取り囲むとのシンチレータ（検
出器）に入射したかを同時計数法により検出すれ
ば、放射源はそれぞれのシンチレータを結ぶ直線
上にあることになる。

この場合の直線と直角方向への解像は検出器幅
の約1/2である。

なお、同時計数とは、対向する２つの検出器に
同時にγ線が検出された場合のみを選択的に測定
する方法である。

また、それぞれのシンチレータのγ線入射時間
の差をとれば、この時間決定精度内の不確実さを
持ちつつも、直線上のどの範囲に放射源があるか
という情報が得られる。

従来、Ｘ線CT装置などで用いられる画像再構
成法（重畳積分法）によつて断層画像を再構成す
る場合再構成画像上で上記の検出器幅の1/2の解
像力を得るためには、各角度の投影データ上で検
出器幅の1/4以下のサンプリング間隔が必要であ
るとされていた。

そのため、検出器リングを測定中、機械的に走
査することにより、この検出器幅の1/4以下のサ
ンプリングを得ている。走査方法としてはウオブ
リングと呼ばれる円形ゆすり運動、連続回転（検
出器は不均等配列）等が用いられている。

しかし、前述の必要条件（各角度の投影データ
上で検出器幅の1/4以下のサンプリングをするこ
と）は、重畳積分法に由来するもので、画像構成
法を改善することによつて、必ずしもこれを満足
しなくても良い。

この場合、測定データは各投影データを細かく
均等にサンプリングする必要は無いかわり、実際
の再構成の対象となる絵素（Pixel）を２次元的
にサンプリングする必要がある。

すなわち、２次元的な拡がりを有する絵素に対
しては、１つの投影角度上のサンプリングだけで
なく、全方向の投影データのサンプリングを総括
的に考慮する必要がある。

第９図において、θ₁方向では、サンプリング線
が無い、＃２、＃７、＃９の絵素もθ₂方向ではサ
ンプリングされる。

このように、すべての投影角度でサンプリング
されなくても、近い角度の補正的サンプリングさ
れれば、再構成法を工夫することにより、十分解
像度の良い再構成画像が得られる。

しかし、従来の装置では検出リングを静止させ
た状態で用いると視野面内のうち、特に視野中心
近辺における解像力は低下する。

したがつて視野全域にわたる良好な解像度を得
るためには検出器リングの機械的走査が必要であ
つた。

（発明が解決しようとする問題点） 従来装置では、前述の検出器リング走査が必要
であつたため (1) 一回の走査時間により計測時間が制限されて
いた。

(2) (1)に関連して、心臓を対象とした計測では心
拍に併せてデータ収集（ゲートイメージングと
呼ばれるデルタ収集）を行う必要がある。

このとき特に検出器リングの走査によりイメ
ージの劣化が生じ易い。

(3) 走査を行わせるための機械構造が繁雑にな
る。

(4) 走査により生ずる機械音が被検者の聴覚を通
して雑音（脳の働きにおける）となり、脳機能
診断時の妨げとなる。

(5) 走査によりサンプリング数が増加し、これに
伴いデータ転送、記憶、等の量が膨大になる。

本発明の目的は、走査により生ずる上記欠点を
克服するためのもので、静止した検出器リングを
有する装置において、従来の走査動作を伴う装置
と同等の解像力を得ることができる検出器の配列
を備えたポジトロンCT装置を提供することにあ
る。

（問題点を解決するための手段） 前記目的を達成するために、本発明による第１
のポジトロンCT装置は、多数の検出器をリング
状に配列し各検出器出力の同時計数をとり、同時
計数された検出器アドレスまたは投影データアド
レスに変換して蓄積してこれらのデータを用いて
像を再構成処理するデータ処理装置をもつポジト
ロンCT装置において、前記検出器を奇数個のグ
ループに分割し、かつ各グループ間に、グループ
内における検出器ピツチの1/2の間隔を設けて配
設して構成されている。前記装置の前記データ処
理装置は高速でデータ間補間、再配置する全処理
装置を含んでいる。

また、本発明による第２のポジトロンCT装置
は、多数の検出器をリング状に配列し各検出器出
力の同時計数をとり、同時計数された検出器アド
レスまたは投影データアドレスに変換して蓄積し
てこれらのデータを用いて像を再構成処理するデ
ータ処理装置をもつポジトロンCT装置において、
前記検出器を奇数個のグループに分割し、かつ各
グループ間に、グループ内における検出器ピツチ
の1/2の間隔を設けて配設し、さらに各グループ
内の検出器をリング中心方向にずらして配置して
構成されている。

また、前記データ処理装置は高速でデータ間補
間、再配置をする前処理装置を含んでいる。

（実施例） 以下、図面等を参照して本発明をさらに詳しく
説明する。

第１図は本発明による、ポジトロンCT装置の
検出器の第１の配列および第２の配列の実施例を
示す平面図である。

第１図Ａに示す配列は、γ線を検出する検出器
を奇数（７個）の各グループ（１グループは６
個）に分割し、かつ各グループ間に、グループ内
における検出器ピツチｄの1/2の間隔を設けて配
設したものである。

この配列は理解を容易にするために、検出器の
数を減少してあるが、後述する実施例では検出器
を240個使用している。

検出器として、BGOシンチレータとそのシン
シレーシヨン光を検出する光電子増倍管を組み合
わせたものを用いている。BaF₂シンチレータ、
NaIシンチレータ等も同様に利用できる。

第１図Ｂに示す配列も同様に、γ線を検出する
検出器を奇数（７個）の各グループ（１グループ
は６個）に分割し、かつ各グループ間に、グルー
プ内における検出器ピツチｄの1/2の間隔を設け
て配設したものであるが、さらに各グループ内の
それぞれの検出器をリング中心方向に各検出器毎
に異なつた距離だけずらせて配置して構成してあ
る。

第２図に１つのグループの検出器を取り出して
示してある。

左側の検出器１０１の入射面はリングの基準円
からｄ／３だけ外方向に、次の検出器１０２の入
射面は基準円に、次の検出器１０３の入射面は基
準円よりｄ／３だけ内方向に、さらに次の検出器
１０４の入射面は基準円から2d／３だけ内方向
に配置されている。

検出器１０５と、１０６はそれぞれ、１０３，
１０２と同じだけずらされている。

次に第１図に示した本発明による検出器の２種
類の配列の特徴を従来の配列と比較して説明す
る。第３図Ａは、従来の検出器の配列において、
リング中心を含む極く限られた領域に存在する各
検出器を結ぶ線を示したグラフである。

これはすなわち、検出器リングを静止状態にし
て得られる同時計数対直線（サンプリング線）で
ある。

この例は、30個の検出器を従来状態のようにリ
ング上に等間隔で配列したものであり、リング上
の配列された対向部分の６個の検出器のみを示し
てある。

検出器リングを静止状態にて得られる同時計数
対を直線（サンプリング線）に結んである。

視野中心近辺で発生したγ線は第３図Ａの直線
上のものがサンプリング（検出）される。この
時、絵素幅としては検出器幅の1/4をとりこれを
図中太線で中心付近の４絵素のみ示す。

前記４絵素のうち左下の一つに着目し、この絵
素とこの絵素に存在するサンプリング線を下側に
拡大して示す。

拡大図のη方向にサンプリング線が集中し、ξ
方向にはサンプリング線がない。

つまり、サンプリング線の角度がかたよつてお
りこの状態ではξ方向の解像力は優れるが、η方
向の解像力は得られない。

第３図Ｂは、第１図Ａに示す配列を、１グルー
プ６個の検出器を各グループ間にｄ／２の間隔を
保つて配列したときの、サンプリング線を示した
ものである。同様に中心部の４絵素を太線で示し
てある。

この図と第３図Ａを対比するとサンプリング線
が散らばり、絵素毎のサンプリングの方向のかた
よりが減少していることが理解できる。

これにより、視野全域にわたる一様な解像力が
得られることになる。

第３図Ｃは第１図のＢに示した配列によるもの
である。

検出器グループ内に凹凸をつけると、第１図Ａ
に対するものより絵素毎のサンプリングの方向の
かたよりが一層減少し、視野全域にわたるより一
様な解像力が得られることになる。

第４図は、本発明による検出器群をもつポジト
ロンCT装置のデータ処理装置の第１の実施例を
示すブロツク図である。

被検者１０から放出されるγ線対は前記検出器
リング中の一対の検出器に入射する。各検出器
は、γ線を電気信号に変換して同時計数アドレス
変換部２へ検出信号を送る。

同時計数アドレス変換部２では対向する検出器
間で同時計数を行う。

同時計数された検出器対のアドレスをこの２個
の検出器を結ぶ直線の角度（θ）とこの直線のリ
ング中心までの距離(t)により表わされるアドレス
に変換し、カウンタメモリ部３へ送る。

第５図は、前記検出器を結ぶ直線の角度（θ）
とこの直線のリング中心までの距離(t)の例を示し
た略図である。

前記(t)により表わされたものをｔ−θテーブル
とよぶ。

カウンタメモリ部３ではｔ−θテーブルの内容
をメモリに蓄積する。

これらのデータは４の像再構成処理部に導か
れ、ここで逐次近似演算処理を繰り返すことによ
り、被検体中ぼ放射性同位元素分布の２次元再構
成像が得られる。逐次近似演算処理は予め画像デ
ータに仮の値を入れておき（通常は一定値）、こ
れから投影データを計算で求め、その値を投影デ
ータと比較し、補正する。

これを何回も繰り返すことにより像の再構成が
行われる。

これらは表示装置５に表示あるいは磁気デイス
ク等に記憶される。

本実施例では同時計数された検出器対のアドレ
スをｔ−θ変換し、カンウタメモリ部３へ転送蓄
積しているが、検出器対のアドレスを一度蓄積
し、この後ｔ−θ変換してもよい。

第６図は、本発明による検出器群をもつポジト
ロンCT装置のデータ処理装置の第２の実施例を
示すブロツク図である。

第４図に示したデータ処理装置とは、カウンタ
メモリ部３にデート前処理装置５０を設けた点で
異なつている。

このデータ前処理部５０を設けることにより、
像再生処理時間を短縮することができる。逐次近
似処理を適用する前に第７図に示すデータ前処理
部により補間されたデータをもとに重畳積分法に
よる画像構成を実施するものである。

これにより、第４図に示したデータ処理装置に
比較してより少ない繰り返しの逐次近似処理で画
像が復元でき、高速化を図ることができる。

第７図はデータ前処理部の実施例を示すブロツ
ク図である。

入力されるｔ−θデータは、あらかじめ設定さ
れたｔ−θテーブルメモリの一部を占める。

ｔ−θテーブルはθ方向のアドレス間隔を
（180°／検出器数）、ｔ方向のアドレス間隔を検出
幅の1/4以下に設定されている。

データ前処理部ではｔ−θテーブルメモリ中の
データの与えられていないアドレスに対して、こ
の近傍データから内挿あるいはデータの振り分け
が行われる。ここでは内挿あるいはデータの振り
分けを補間と総称する。

メモリ(i)５４にまず実データが蓄積される。補
間されるべきメモリ上のアドレスおよびその方法
は補間法、補間点選択ROM５２に予め記憶され
ている。

また、この次の補間の重みをマスクROM５３
に記憶させておく。

これらを用いてメモリ(i)５４の内容を演算しそ
の結果をメモリ（）５６に入れる。

補間後のデータはメモリ（）５６から第６図
の像再構成処理部４に送られる。ここで重畳積分
法を用いて像の再構成が行われ、第１次の再構成
像が得られる。

第１次の再構成像では、データの補間処理によ
り解像力は劣化している。

次にこの再生像に対して補間前のメモリ（）
５４内の投影実データを用いて逐次近似処理を繰
り返す。これにより視野内全域における解像力が
改善される。

次に前記ポジトロンCT装置の第１図Ａに示す
検出器配列のものと、従来の検出器配列のものを
静止して用いた場合の中心部の解像力を比較して
説明する。

従来の検出器配列として、検出器の配列のピツ
チｄが６mmのものをリング状に配列する。

実施例として240個の検出器を15個のグループ
に分け、グループ内の16個の検出器のピツチを６
mmで配列し、各グループ間の間隔を６／２mmとし
て配置する。

このリング状に配置された検出器の中心部に、
15個の点状放射線源を３絵素ごとに第８図に示
すように配置する。

従来の配列に検出器に出力を第６図に示した装
置により逐次近似法を用いて処理した結果を第８
図に示す。

また、前記実施例の配列の検出器の出力を同様
に処理した結果を第８図に示す。

縦軸は線源のγ線放射の頻度と考えて良い。

第８図のＸ−shift＝０は、(8)の放射線源が、
リングの中心に一致している場合を示す。

中心の(7)(8)(9)が分解されていない。

これに対して第８図のＸ−shift＝０では各
放射源が明確に分離されている。Ｘ−shift＝0.5、
Ｘ−shift＝１はそれぞれ、放射源の中心をＸ方
向に0.5および１だけずらした状態でのＸ方向の
再生画像を示している。

従来の配列ではいずれの場合も15個の放射源に
分解されていないが、実施例はいずれも明瞭に分
解されている。

（発明の効果） 以上詳しく説明したように、本発明によるポジ
トロンCT装置では、多数の検出器をリング状に
配列し各検出器出力の同時計数をとり、同時計数
された検出器アドレスまたは投影データアドレス
に変換して蓄積してこれらのデータを用いて像を
再構成処理するデータ処理装置をもつポジトロン
CT装置において、前記検出器を奇数個のグルー
プに分割し、かつ各グループ間に、グループ内に
おける検出器のピツチの1/2の間隔を設けて配設
するか、またさらに各グループ内の検出器をリン
グ中心方向にずらして配置してある。

したがつて、検出器の走査を行なわなくても従
来と同様の分解能が得られる。

その結果、従来検出器の走査に付随して発生す
る多くの問題を解決できる。

本発明によるポジトロンCT装置の特徴を列挙
する。

(1) 従来装置に比較して計測時間を短縮できる。

(2) 検出器を動かす（走査する）必要がないか
ら、機械的な構造が簡単になる。

(3) 走査に原因する機械音の発生がない。

(4) ゲートイメージングが簡単に実施できる。

(5) 走査をしないのでデータ数を減少させること
ができる。そのため、データ転送時間、容量、
記憶容量を減少させることができる。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明による、ポジトロンCT装置の
検出器の第１の配列および第２の配列の実施例を
示す平面図である。第２図は、前記各配列の１グ
ループを拡大して示した図である。第３図Ａは、
従来の検出器配列により得られる中心部のサンプ
リング線を示すグラフである。第３図Ｂは、本発
明の第１の検出器配列により得られる中心部のサ
ンプリング線を示すグラフである。第３図Ｃは、
本発明の第２の検出器配列により得られる中心部
のサンプリング線を示すグラフである。第４図は
本発明による検出器群をもつポジトロンCT装置
のデータ処理装置の第１の実施例を示すブロツク
図である。第５図はｔ−θテーブルのｔとθの意
味を示すグラフである。第６図は本発明による検
出器群をもつポジトロンCT装置のデータ処理装
置の第２の実施例を示すブロツク図である。第７
図は、第２図に示したメモリデータ前処理部の実
施例を示すブロツク図である。第８図は、特定の
線源モデルについて、従来の検出器の配列と第１
図Ａに示した配列により得られたデータを再構成
したものを比較して示した図である。第９図は、
サンプリング線と絵素の関係を示す略図である。 １……検出器リング、１０１，１０２，１０３
〜１０６……検出器、２……同時計数アドレス変
換部、３……メモリ前処理部、４……像再構成処
理部、５……表示記憶部、５０……データ前処理
部、５１……制御回路、５２……補間法、補間点
選択（ROM）、５３……重みマスク（ROM）、
５４……メモリ（）、５５……演算シフトレジ
スタ、５６……メモリ（）。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ 多数の検出器をリング状に配列し各検出器出
   力の同時計数をとり、同時計数された検出器アド
   レスまたは投影データアドレスに変換して蓄積し
   てこれらのデータを用いて像を再構成処理するデ
   ータ処理装置をもつポジトロンCT装置において、
   前記検出器を奇数個のグループに分割し、かつ各
   グループ間に、グループ内における検出器ピツチ
   の1/2の間隔を設けて配設して構成したことを特
   徴とするポジトロンCT装置。 ２ 前記データ処理装置は高速でデータ間補間、
   再配置をする前処理装置を含んでいる特許請求の
   範囲第１項記載のポジトロンCT装置。 ３ 多数の検出器をリング状に配列し各検出器出
   力の同時計数をとり、同時計数された検出器アド
   レスまたは投影データアドレスに変換して蓄積し
   てこれらのデータを用いて像を再構成処理するデ
   ータ処理装置をもつポジトロンCT装置において、
   前記検出器を奇数個のグループに分割し、かつ各
   グループ間に、グループ内における検出器ピツチ
   の1/2の間隔を設けて配設し、さらに各グループ
   内の検出器をリング中心方向にずらして配置して
   構成したことを特徴とするポジトロンCT装置。 ４ 前記データ処理装置は高速でデータ間補間、
   再配置をする前処理装置を含んでいる特許請求の
   範囲第３項記載のポジトロンCT装置。