WO2008018264A1 - appareil de tomographie informatisée par positrons - Google Patents

appareil de tomographie informatisée par positrons Download PDF

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WO2008018264A1
WO2008018264A1 PCT/JP2007/063826 JP2007063826W WO2008018264A1 WO 2008018264 A1 WO2008018264 A1 WO 2008018264A1 JP 2007063826 W JP2007063826 W JP 2007063826W WO 2008018264 A1 WO2008018264 A1 WO 2008018264A1
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event
time
energy
detection means
detection
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PCT/JP2007/063826
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Inventor
Atsushi Ohtani
Original Assignee
Shimadzu Corporation
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Publication date
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Priority to US12/375,445 priority patent/US7968849B2/en
Priority to CN2007800243552A priority patent/CN101479626B/zh
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    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/161—Applications in the field of nuclear medicine, e.g. in vivo counting
    • G—PHYSICS
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    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/29—Measurement performed on radiation beams, e.g. position or section of the beam; Measurement of spatial distribution of radiation
    • G01T1/2914—Measurement of spatial distribution of radiation
    • G01T1/2985—In depth localisation, e.g. using positron emitters; Tomographic imaging (longitudinal and transverse section imaging; apparatus for radiation diagnosis sequentially in different planes, steroscopic radiation diagnosis)
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
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    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/02—Devices for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/03—Computerised tomographs
    • A61B6/037—Emission tomography

Definitions

  • the present invention relates to a positron emission computed tomography (hereinafter also referred to as “PET device”), and in particular, a plurality of detectors for detecting photons such as ⁇ rays provided in a PET device.
  • PET device positron emission computed tomography
  • Energy calibration Energy Calibration
  • Time Calibration Time Calibration
  • positrons generated in a subject to which a positron emitting nuclide has been administered combine with nearby electrons, and 511keV pair annihilation photons emitted in a 180 degree direction are detected by a number of detectors.
  • two detectors detect photons within a certain time width, they are counted as a pair of annihilation photons, and a pair annihilation point is identified on a straight line connecting the detected detector pairs. .
  • RI distribution image a positron emitting nuclide distribution image
  • the scattered pair annihilation photons are counted simultaneously (hereinafter, also referred to as “scattering coincidence counting”)
  • the true pair annihilation occurrence point is not on the line connecting the detected detector pairs.
  • Counting degrades the quality of the reconstructed image.
  • the image quality is improved by estimating the scattering component using the measured photon energy information and subtracting it when performing reconstruction processing (see, for example, Patent Documents !! to 3).
  • Patent Document 1 JP-A-7-1 13873
  • Patent Document 2 JP 2001-356172 A
  • Patent Document 3 Japanese Patent Laid-Open No. 2000-28727
  • the detection output of a photon detection detector in a PET device depends on the ambient temperature and humidity. Because it varies depending on the degree, it is recommended that the PET laboratory should have a large force and air conditioning management, and that the PET device is recommended to be energized for 24 hours. In addition, in order to respond to changes in output due to noise changes and changes over time, energy calibration and time calibration measurements are performed at regular intervals.
  • energy calibration is to adjust and align the gain and offset of many detectors for photon detection.
  • Each detector provides an analog energy output proportional to the energy of the incident photons.
  • the photon energy emitted from the radionuclide used for PET examination is 51 IkeV. Therefore, much energy of coincidence photons is 51 Ike V.
  • the photon that is the noise coincidence component is also counted.
  • the energy value of the photon, which is the noise component is lower than the energy value of the photon that is truly counted simultaneously.
  • an energy threshold is set for the energy output of the photons counted by each detector, and those having an energy output exceeding this energy threshold are regarded as true coincidence, and those that do not satisfy the energy threshold are regarded as noise components. Eliminated. However, if the gain or offset of each detector fluctuates, the data that should be collected as a true coincidence is discarded or a noise component is mixed in the data that should be collected as a true coincidence. Resulting in. Therefore, it is important to perform energy calibration for each detector to obtain a good RI distribution image.
  • the energy calibration of the conventional apparatus is performed as follows. Energy calibration data (simultaneous counting data) is collected using a calibration phantom. Then, photon energy 'spectrums are collected for each detector, and the gain of each detector is adjusted so that the peak in each energy' spectrum is 51 IkeV. The noise component included in the energy output of each detector is estimated separately, and the offset of each detector is adjusted.
  • the PET apparatus cannot be used for the original diagnosis during the calibration, so that there is a problem that the operation efficiency of the apparatus is lowered.
  • time 'calibration' is the time when the detector outputs a photon. This is to align the output timing of the interval information (pulse signal) between the detectors. This improves the accuracy of the time window for determining the number of clocks and cuts out coincidental events.
  • the TOF (time of flight) type PET device measures the difference in detection time of annihilation photons counted simultaneously and determines the photon emission position. In such a device, the output timing of time information (pulse signal) output when the detector detects a photon is aligned between the detectors, and if the absolute accuracy of the time difference measurement is not good, The detection accuracy of the photon emission position deteriorates and the image quality deteriorates. Therefore, performing time calibration for each detector is important for obtaining a good RI distribution image.
  • the time calibration of the conventional apparatus is performed as follows.
  • Calibration data (simultaneous counting data) is collected using a phantom for time calibration. Then, the photon's time spectrum is collected for each detector and collated with each other, so that the true coincidence peaks in the spectrum are aligned. The output timing is adjusted.
  • the PET apparatus cannot be used for the original diagnosis during the calibration, so that there is a problem that the operation efficiency of the apparatus is lowered. Also, even if the output timing of the time information (pulse signal) between the detectors is aligned by time calibration, the absolute accuracy of time difference measurement is not guaranteed! What is calibration ?
  • the present invention has been made in view of such circumstances, and the PET apparatus capable of performing calibration with high accuracy without using force S to reduce the operating rate of the PET apparatus.
  • the purpose is to provide
  • the present invention has the following configuration.
  • the positron CT apparatus of the present invention comprises (A) a plurality of detection means for detecting photons emitted from radionuclides administered to a subject, and (B) one detection output of each detection means. A certain analog 'energy output is converted into digital information of a predetermined number of channels. Analog to digital conversion means, and (C) the detection output of each detection means is given to the detection means that triggered the generation of the detection output.
  • event determination means for determining whether a single photon is incident on a single detection means, and (D) event determination means power when a certain event is determined to be a double event
  • analog 'current double-event that captures and stores the output information of the digital conversion means'
  • E) the event determination means when the event determination means determines that an event is a single event, Analogue at this time: 'Output information from the digital conversion means is taken in, and the distribution of the count value of incident photons related to a single event is stored on the energy channel axis for each detection means.
  • Single event 'energy information storage means, and (F) single event' energy information storage means The energy of each detection means.
  • the positron CT apparatus of the present invention relates to energy calibration.
  • the energy calibration according to the present invention is characterized by collecting data for calibration during clinical use, and using single event data for clinical use that has been discarded by conventional devices as data for calibration. There is in point to use. Specifically, photons emitted from radionuclides administered to a subject during clinical practice are detected by a plurality of detection means. Each detector means an analog 'energy output according to the energy of the incident photons. Output force. These analog 'energy outputs are fed to analog' digital conversion means and event determination means. The analog 'digital converting means converts the analog' energy output to digital information of a predetermined number of channels.
  • an event determination means is an event in which an event that is the incidence of a photon on a detection means that triggers a detection output of a detection means is an event in which an annihilation pair of photons are simultaneously incident on a pair of detection means.
  • the event determination means determines that an event is a double event, the output information of the analog 'digital conversion means at that time is taken into the double event' energy information storage means and stored. This data is used for reconstruction of RI distribution images as emission data.
  • the event determination means determines that an event is a single event
  • the output information of the analog-digital conversion means at that time is taken into the single event 'energy information storage means, and the incident photon related to the single event Collects and stores energy channel spectrum representing energy distribution on the energy channel axis.
  • Data related to a single event is used as calibration data as described below.
  • the energy 'peak detecting means reads the energy channel peak spectrum of each detecting means stored in the single event' energy one information accumulating means timely, the energy reference peak corresponding to the background noise level, and the radiation. Detect peculiar energy's intrinsic energy peak.
  • the energy reference peak corresponds to the state where the energy of the incident photon is zero.
  • the number of channels corresponding to the energy standard peak force and the interval between the specific energy and the peak corresponds to the energy (51 IkeV) specific to the radionuclide.
  • the amount of deviation from the zero channel of the energy reference peak corresponds to an offset. Therefore, the energy conversion coefficient calculation means is based on the relationship between the number of channels corresponding to the energy interval between the energy reference peak detected for each detection means and the specific energy peak and the energy value specific to the radionuclide.
  • the energy conversion coefficient which is the number of channels per energy, is calculated for each detection means.
  • the offset 'energy detection means corresponds to the offset' energy of each detector based on the position of the energy reference peak of each detection means. Find the number of channels to be used. Then, the energy calibration means adjusts the gain and offset of each detector and / or the energy.channel axis and offset of the analog / digital conversion means based on the energy conversion coefficient and offset 'energy of each detection means.
  • the positron CT apparatus of the present invention is (J) a plurality of detection means for detecting photons emitted from a radionuclide administered to a subject, and (i) one of detection outputs of each detection means.
  • a time conversion unit that converts information related to the time at which photons were detected into digital information of a predetermined number of channels, and (L) the detection output of each detection unit, and the detection that triggered the generation of the detection output.
  • An event that is an incident event of a photon to a means is a double event that is an event in which an annihilation pair of photons are simultaneously incident to a pair of detection means, or an event that a single photon is incident to a single detection means
  • Event determination means that determines whether the event is a single event, and (i) Event determination means power When it is determined that an event is a double event, Double event 'time information storage means that captures and accumulates output information of (2), and ( ⁇ ) event determination means.There is information about the time at which a photon was detected when a certain event was determined to be a single event.
  • Single event 'Time information storage means for accumulating channel' spectrum for each detection means; (iii) Single event ⁇ Time of each detection means accumulated in time information storage means ⁇ Channel ⁇ Spectral A time reference peak corresponding to the time when a photon is detected at a timely time and an event is determined to be a single event.
  • Time peak detection means for detecting a judgment time peak corresponding to the time required to complete the measurement, and (i) the number of channels corresponding to the time interval between the time reference peak detected for each detection means and the judgment time peak.
  • the number of channels per unit time is determined from the relationship with a reference determination time, which is a predetermined maximum incident time difference of annihilation versus photon.
  • Time conversion coefficient calculation means for calculating a certain time conversion coefficient for each detection means, and (Q) the offset of each detector based on the position of the time reference peak of each detection means The time to adjust the time axis and offset of the digital conversion means based on the offset 'time detection means and (R) the time conversion coefficient and offset' time of each detection means And a calibration means.
  • the positron CT apparatus of the present invention relates to time calibration.
  • the characteristics of the time calibration according to the present invention are the same as the above-mentioned energy calibration.
  • the data for calibration is collected during the clinical operation and the clinical This single-event data is used as calibration data.
  • photons emitted from radionuclides administered to a subject during clinical practice are detected by a plurality of detection means.
  • Each detection means outputs information relating to the time at which the photon is detected as one of the detection outputs. Information about these times is given to the time / digital conversion means and the event judgment means.
  • the time / digital conversion means converts information relating to the time at which the photon of each detector is detected into digital information of a predetermined number of channels.
  • an event determination means is an event in which an event that is an incident event of a photon to a detection means that triggers a detection output of a detection means, It is determined whether the event is a double event or a single event in which a single photon is incident on a single detection means.
  • the event determination means determines that an event is a double event, the output information of the time / digital conversion means at that time is taken into the double event / time information storage means and stored. This data is used as emission data for reconstruction of RI distribution images.
  • the event determination means determines that an event is a single event, information on the time when a photon is detected and information on the time required to determine that an event is a single event And the time 'digital conversion means to the single event' time information storage means to detect the distribution of the incident photon count value related to the single event on the time channel axis. Accumulate by means.
  • the data related to a single event is used as calibration data as described below.
  • time peak detection means, single event 'time information It is necessary to read the time 'channel' spectrum of each detection means stored in the information storage means in a timely manner and determine that a certain event is a single event and a time reference peak corresponding to the time at which the photon was detected.
  • the determination time peak corresponding to the determined time is detected.
  • the time reference peak corresponds to the time when the detection means detects the photon.
  • the number of channels corresponding to the interval from the time reference peak to the determination time peak is the difference between the maximum incident time of the annihilation photon that is determined in advance to determine whether an event is a double event or a single event.
  • the amount of deviation of the time reference peak from the outlet channel corresponds to the offset. Therefore, the time conversion coefficient calculation means determines the number of channels corresponding to the time interval between the time reference peak detected for each detection means and the determination time peak, and whether an event is a double event or a single event.
  • a time conversion coefficient which is the number of channels per unit time, is calculated for each detection means from a relationship with a reference determination time that is a predetermined maximum incident time difference of annihilation versus photons. Further, the offset 'time detecting means obtains the number of channels corresponding to the offset' time of each detector based on the position of the time reference peak of each detecting means. Then, the time calibration means adjusts the time axis and offset of the time “digital conversion means corresponding to each detector based on the time conversion coefficient and offset“ time ”of each detection means.
  • the positron CT apparatus collects calibration data during the clinic without the need to perform a special data collection operation using a phantom or the like in order to collect calibration data. Therefore, the period during which the PET apparatus is stopped for calibration can be shortened, and the operating efficiency of the apparatus can be improved.
  • the PET device can be frequently calibrated by collecting calibration data for each clinical setting, the PET device can be maintained with high accuracy.
  • data related to dub nore events used in clinical practice (emission data) and data related to single events that are generally not used in clinical practice and are generally discarded are collected in parallel, resulting in a relatively large amount of data. Because calibration is performed using data related to many single events, the device can be calibrated efficiently.
  • the energy information of each detector can be accurately calibrated.
  • the time information of each detector can be calibrated with high accuracy.
  • FIG. 3 is a flowchart showing the flow of energy calibration processing.
  • FIG. 4 A diagram of the ADC spectrum collected during the energy calibration process.
  • FIG. 6 is a flowchart showing the flow of time calibration processing.
  • FIG. 7 is a diagram of TDC spectra collected during the time calibration process.
  • FIG. 1 is a block diagram illustrating a main configuration of a PET apparatus according to an embodiment.
  • the PET apparatus according to the present embodiment is roughly composed of a gantry 1, a data collection system 2, and a data processing system 3.
  • the gantry 1 is provided with a plurality of detectors 4 for detecting photons emitted from the radionuclide force administered to the subject.
  • the detector 4 includes a scintillator (not shown) that converts photons into visible light and a photomultiplier tube (not shown) that converts visible light into an electrical signal.
  • a large number of such detectors 4 are arranged in a ring around the opening of the gantry 1 into which the subject is inserted. However, in FIG. 1, for convenience of drawing, only two detectors 4 are shown.
  • the data collection system 2 is a system that collects energy information of photons detected by the detector 4, information about the time when the photons are detected, and information about the incident position of the photons. Specifically, an analog “energy output” which is one of detection outputs of each detector 4 is supplied to an analog “digital converter (ADC) 6 via an amplifier 5. The ADC 6 converts the input analog energy signal into digital information of a predetermined number of channels (128 channels in this embodiment).
  • TDC 8 converts the information about the time when the photon is detected into digital information (digital 'time output) of a predetermined number of channels (128 channels in this embodiment).
  • the start signal is given in common to the TDC 8 for each detector 4.
  • the stop signal is given to the TDC 8 from the event determination unit 9 described later.
  • the start signal may be a signal from the detector 4 or may be a signal synchronized with a master clock that performs overall control.
  • the event determination unit 9 detects that an event that is an incident event of a photon to the detector 4 that triggered each detector 4 to generate a detection output is a pair of annihilation photons. It is determined whether the force is a double event that is incident on the detector 4 simultaneously, or is a single event that is an event that a single photon is incident on the single detector 4.
  • the event determination unit 9 is set with a reference determination time which is a predetermined difference in the maximum incident time of annihilation versus photon in order to determine whether an event is a double event or a single event. In this embodiment, lOnsec is set as the reference determination time.
  • next photon incident time information is input within lOnsec after the information related to the time when the photon is detected (photon incident time information) first enters the event determination unit 9, the event is a double event (true (Simultaneous counting). Conversely, if the next photon incident time information does not enter within lOnsec, it is determined that the first photon incident time information is a single event.
  • ADC6, TDC8, position calculation circuit 10 described later, and the like is provided to TDC8.
  • the detection output of each detector 4 is given to the position calculation circuit 10.
  • the position calculation circuit 10 calculates the ratio of the detection output of each detector 4
  • the data processing system 3 includes a data processing unit 11 composed of a computer.
  • the data processing unit 11 reconstructs the RI distribution image based on the accumulated emission data (data collected by the double event), or executes the calibration process that is a feature of the apparatus of the present embodiment.
  • the data processing system 3 further includes a double event 'energy information storage unit 12 and a table' time information storage unit 13 as elements for storing data generated by the double event for image reconstruction. And an information storage unit 14.
  • the data processing system 3 uses a single event 'energy information storage unit 15 and a single event / time information storage unit 16 as elements for accumulating data generated by a single event for calibration.
  • Double event 'Energy information accumulating unit 12 determines that the event determination unit 9 determines that the incident event of the photon is a double event. Accumulate energy information.
  • the double event 'time information storage unit 13 stores digital' time information, which is the output of the TDC8 at the time of a double event.
  • the position information accumulator 14 accumulates photon incident position information that is an output of the position calculation circuit 10 at the time of a double event.
  • Single event 'Energy information storage unit 15 captures the output information of ADC 6 at the time when event determination unit 9 determines that the incident event of the photon is a single event, and relates to the single event.
  • the energy spectrum of the incident photons counted on the channel axis is stored for each detector 4 (see Fig. 4).
  • Single event 'Time information storage unit 16 determines that an event is a single event when the event determination unit 9 determines that the incident event of a photon is a single event and information about the time at which the photon was detected.
  • the time channel spectrum ( Figure 1) is taken from the TDC8 and the distribution of the count value of incident photons related to a single event on the time channel axis. 7) is stored for each detector 4.
  • the conversion coefficient accumulating unit 17 accumulates the energy conversion coefficient obtained in the energy calibration process and the time conversion coefficient obtained in the time calibration process over time.
  • the data processing system 11 includes an image display 18 for displaying a reconstructed RI distribution image, data collected by the calibration process, an operation input unit (not shown), and the like. Yes.
  • each detector 4 of gantry 1 detects photons emitted from radionuclides in the subject.
  • the event determination unit 9 determines whether the incident event of the photon to the detector 4 is a double event or a single event (step S1). If it is determined that the event is a double event, the data of ADC6, TDC8, and position calculation circuit 10 at that time are used as emission data, and double event 'energy information storage unit 12, double event / time information storage unit 13, In addition, it is stored individually in the position information storage unit 14 (step S2).
  • the accumulated emission data is imaged by the data processing unit 11.
  • step S3 Provided for reconfiguration processing.
  • the event determination unit 9 determines that the photon incident event is a single event
  • each data of ADC6 and TDC8 at that time is used as calibration data for a single event 'energy information storage unit 15 and single event'. It is stored individually in the time information storage unit 16 (step S4).
  • the stored calibration data is subjected to a calibration process executed in a timely manner by the data processing unit 11 (step S5).
  • the calibration processing which is a characteristic part of the apparatus of this embodiment, will be described.
  • the single event 'energy information storage unit 16 takes in the output information of the ADC 6 at that time and relates to the single event.
  • the energy-one 'channel' spectrum that expresses the distribution of the count value of the incident photons on the energy 'channel axis is accumulated for each detector 4.
  • Figure 4 shows an example of the collected energy channel spectrum.
  • the horizontal axis is the channel axis (energy channel axis), which is the output unit of ADC6, and the vertical axis is the frequency of single events (photon incidence).
  • the peak EP in the spectrum is an intrinsic energy peak corresponding to the intrinsic energy value (51 IkeV) of the radionuclide.
  • the peak EP is the energy base corresponding to the background noise level.
  • the energy first calibration is performed by the data processing unit 11 reading the single event “energy channel storage” spectrum from the energy information storage unit 15 in a timely manner (step Sl 1).
  • the force S that can be calibrated for each clinic most frequently may be about once a day.
  • the data processing unit 11 detects an intrinsic energy peak and an energy reference peak from the read energy.channel spectrum of each detector 4 (step S12).
  • the data processing unit 11 having such a peak detection function corresponds to the energy peak detection means of the present invention.
  • the data processing unit 11 uses the energy reference peak detected for each detector 4 and the specific energy.
  • the energy conversion coefficient which is the number of channels per unit energy, is calculated for each detector 4 from the relationship between the number of channels corresponding to the energy interval between the peak and the energy and the energy value specific to the radionuclide (step S13).
  • the data processing unit 11 having such an energy conversion coefficient calculation function corresponds to the energy conversion coefficient calculation means of the present invention. Specifically, the energy conversion coefficient is calculated by the following equation.
  • the number of channels (ch -ch) corresponding to the interval with 1 2 is the specific energy value of the radionuclide (
  • An energy conversion coefficient that is the number of channels per energy can be obtained.
  • the data processing unit 11 is based on the position of the energy reference peak EP of each detector 4.
  • step S 1 4 the number of channels corresponding to the offset 'energy of each detector 4 is obtained (step S 1 4).
  • the data processing unit 11 having such a function corresponds to the offset energy detection means of the present invention. Specifically, in FIG. 4, the number of channels corresponding to the interval from Och to the energy reference peak c h is obtained.
  • the data processing unit 11 performs energy calibration of each detector 4 (step S15).
  • Energy calibration is performed by adjusting the gain and offset of each detector 4 (specifically, amplifier 5 shown in FIG. 1) and / or the energy 'channel axis and offset of each ADC6.
  • the latter calibration process is performed in software. Hereinafter, this process will be described.
  • the digital energy output of ADC6 is calculated from the channel unit [ch] using the energy conversion coefficient [ch / keV] obtained in steps S13 and S14 and the offset energy [ch].
  • Fig. 5 shows the energy spectrum calibrated as described above.
  • the offset of each detector 4 was calibrated as a result of subtracting the offset energy [ c h] from the digital energy output [ c h] of ADC6. Therefore, the noise level of the knock ground after calibration is aligned with the reference value (OkeV).
  • ADC6's digital energy output [ c h] force, offset 'energy [ c h] is subtracted! /, And the subtracted value is divided by the energy conversion coefficient [ch / keV].
  • a gain of 4 was calibrated, and the intrinsic energy value of the radionuclide after calibration was aligned to 51 IkeV.
  • the single event 'time information storage unit 16 sets the information related to the time when the photon is detected and a single event as a single event.
  • Time taken to determine that it is an event is taken from TDC8, and the distribution of the count value of incident photons related to a single event is represented on the time channel axis.
  • ⁇ Accumulate channel's spectrum for each detector 4.
  • Figure 7 shows an example of the collected time channel spectrum.
  • the horizontal axis is the channel axis (time 'channel axis), which is the output unit of TDC8, and the vertical axis is the frequency of single events (photon incidence).
  • the peak TP in the spectrum is a determination time peak corresponding to the time required to determine that an event is a single event (10 nsec in this embodiment). Peak TP corresponds to the time when photons are detected
  • the time calibration is performed by the data processing unit 11 reading the single event “time channel storage” 16 from the single event “time information storage unit 16” in a timely manner (step T11).
  • the data processing unit 11 detects a time reference peak and a determination time peak from the read time channel spectrum of each detector 4 (step T12). Such a peak
  • the data processing unit 11 having a detection function corresponds to the time peak detection means of the present invention.
  • the data processing unit 11 includes the number of channels corresponding to the time interval between the time reference peak detected for each detector 4 and the determination time peak, the force that an event is a double event or a single event, In order to determine the time conversion coefficient, which is the number of channels per unit time, is calculated for each detector 4 based on the relationship with a reference determination time (lOnsec) that is a predetermined difference in the maximum incident time of annihilation versus photons. (Step T14).
  • the data processor 11 having such a time conversion coefficient calculation function corresponds to the time conversion coefficient calculation means of the present invention. Specifically, the time conversion coefficient is calculated by the following equation.
  • Time conversion coefficient [ch / nsec] (Judgment time peak [ch] —Time reference peak [ch]) / 10 [n Se c]
  • the number of matching channels (ch -ch) corresponds to the reference judgment time (lOnsec), so
  • a time conversion coefficient that is the number of channels can be obtained.
  • the data processing unit 11 obtains the number of channels corresponding to the offset time of each detector 4 based on the position of the time reference peak of each detector 4 (step S 14).
  • the data processing unit 11 having such a function corresponds to the offset time detection means of the present invention. Specifically, in FIG. 7, a channel corresponding to the interval from Och to the time reference peak TP. Find the number of Yannels.
  • the data processing unit 11 uses the time conversion coefficient and the offset 'time thus obtained, the data processing unit 11 performs the time' calibration of each detector 4 (step T15). Time calibration is done by adjusting the time channel axis and offset of the TDC8. Hereinafter, this process will be described.
  • the digital 'time output of TDC8 is converted from time unit of channel [ch] using the time conversion coefficient [ch / nsec] obtained in steps T13 and T14 and offset' time [ch].
  • the time information of each detector 4 is calibrated by returning to the unit [nsec]. Specifically, the time information [nsec] is compared by subtracting the offset time [ch] from the digital time output [ch] of the TDC8 and dividing the subtraction value by the time conversion coefficient [ch / nsec]. It is correct. This can be expressed by the following formula.
  • Time information [nsec] (TDC [ch] —Time reference peak [ch]) / Time conversion coefficient [ch / nsec]
  • FIG. 8 is a spectrum of time information (digital time output of TDC8) obtained when it is determined that the event is a double event.
  • the central peak A is the true coincidence
  • the tail region B is the scattering coincidence.
  • the time spectrum as shown in FIG. 9 is obtained by performing the above-described time calibration process for the channel power S of the TDC 8 corresponding to each detector 4 as described above. That is, the channel value of peak A in FIG. 8 shifts to “0” n SeC by adjusting the offset “time”, and the time “spectrum” corresponding to each detector 4 by dividing the time conversion coefficient. The scale of the time axis is aligned.
  • obtaining the time conversion coefficient and obtaining the time information by dividing the time conversion coefficient is particularly useful when applied to the above-described TOF (time of flight) PET apparatus.
  • TOF time of flight
  • data related to a double event is collected during clinical use, and a cinder event generally discarded without being used clinically. Since data is collected in parallel and calibration is performed using the data related to this single event! /, The devices can be compared without lowering the operating rate of the device. Correct with the power S.
  • Abnormality detection of the detector of the PET apparatus can be performed using the energy conversion coefficient calculated during the calibration process and the time conversion coefficient. This will be described below with reference to the flowchart of FIG.
  • step U1 When the energy conversion coefficient and the time conversion coefficient are calculated in step U1, whether or not these conversion coefficients are normal is determined in the next step U2. Specifically, the conversion coefficient calculated in the previous calibration process is used as a reference value, and the conversion coefficient calculated in the current calibration process is changed to a value greater than a predetermined value with respect to the reference value. If there is, it is determined that the device is abnormal. If the conversion factor is normal. The conversion coefficient is written and stored in the parameter file of the conversion coefficient storage unit 17 (step U3). On the other hand, if the conversion coefficient is abnormal, it is determined that an abnormality has occurred in the detector and notified (step U4). Since the conversion coefficient is calculated for each detector, monitoring the change in the conversion coefficient can easily detect abnormalities in many detectors.
  • the reference value for determining whether the conversion coefficient is normal or abnormal is referred to the parameter file of the conversion coefficient storage unit 17 that records the conversion coefficient over time, and a short-term comparison (for example, inspection) Each), mid-term comparison (eg daily), and long-term comparison (eg weekly). Also, the ADC spectrum (Fig. 4) and TDC spectrum (Fig. 7) obtained in each calibration process are displayed on the image display 18 so that each calibration can be evaluated visually. Also good.

Description

明 細 書
ポジトロン CT装置
技術分野
[0001] 本発明はポジトロン CT装置（Positron Emission Computed-Tomography：以下、「P ET装置」ともいう）に係り、特に、 PET装置に備わる γ線などの光子を検出するため の複数個の検出器におけるエネルギー情報の較正（Energy Calibration：エネルギ 一'キャリブレーション）と、各検出器が光子を検出した時間に関する情報の出力タイ ミングの較正（Time Calibration：タイム ·キャリブレーション）に関する。
背景技術
[0002] PET装置では、まず陽電子放出核種を投与された被検体で発生した陽電子が近く の電子と結合して 180度方向に放出する 511keVの対消滅光子を多数の検出器で 検出する。そして、 2つの検出器で一定時間幅以内に光子を検出した場合にそれを 1対の対消滅光子として計数し、その検出した検出器対を結ぶ直線上に対消滅発生 地点があると特定する。このような同時計数情報を蓄積して画像再構成処理を行って 陽電子放出核種分布画像 (RI分布画像)を作成する。
[0003] しかし、散乱した対消滅光子を同時計数した場合 (以下、「散乱同時計数」ともいう） 、真の対消滅発生地点は、検出した検出器対を結ぶ線上にないので、この散乱同時 計数は再構成画像の画質を劣化させる。そこで、測定した光子のエネルギー情報を 用いて散乱成分を見積もり、再構成処理を行う時に差引くことで画質を向上している (例えば、特許文献;!〜 3参照）。
特許文献 1 :特開平 7— 1 13873号公報
特許文献 2：特開 2001— 356172号公報
特許文献 3：特開 2000— 28727号公報
発明の開示
発明が解決しょうとする課題
[0004] しかしながら、このような構成を有する従来例の場合には、次のような問題がある。
一般に、 PET装置に備わる光子検出用の検出器の検出出力は、周囲の温度や湿 度によって変化するので、 PET検査室には大掛力、りな空調管理が望まれ、また PET 装置には 24時間の通電が推奨されている。更に、ノイズ変化や経時変化などによる 出力の変化に対応するために、一定期間ごとにエネルギー 'キャリブレーションやタイ ム.キャリブレーション用の計測を行ってレ、る。
[0005] ここでエネルギー ·キャリブレーションとは、光子検出用の多数の検出器のゲインと オフセットを調整して揃えることである。各検出器は、入射した光子のエネルギーに比 例したアナログ ·エネルギー出力を与える。 PET検査に使用される放射性核種から 放出される光子のエネルギーは 51 IkeVである。したがって、同時計数された光子の 多くのエネルギーは 51 Ike Vである。一方、同時計数された光子の中には、散乱同時 計数とレ、つたノイズ成分となる光子も計数される。このノイズ成分となる光子のェネル ギー値は、真に同時計数された光子のネルギー値よりも低い。そこで、各検出器で同 時計数された光子のエネルギー出力に関してエネルギー閾値を設定し、このエネノレ ギー閾値を越えるエネルギー出力をもつものを真の同時計数とし、エネルギー閾値 に満たないものはノイズ成分として排除している。しかし、各検出器のゲインやオフセ ットが変動すると、真の同時計数として収集されるべきデータが無駄に捨てられたり、 あるいは真の同時計数として収集されるべきデータの中にノイズ成分が混入してしま う。したがって、各検出器についてエネルギー 'キャリブレーションを行うことは良好な RI分布画像を得る上で重要である。
[0006] 従来装置のエネルギー.キャリブレーションは次のようにして行われている。ェネル ギー ·キャリブレーション用のファントムを用いて、キャリブレーション用のデータ（同時 計数データ）を収集している。そして、検出器ごとに光子のエネルギー 'スペクトルを 収集し、各エネルギー 'スペクトル中のピークが 51 IkeVになるように各検出器のゲイ ンを調整している。各検出器のエネルギー出力に含まれるノイズ成分は別に見積もつ て、各検出器のオフセットを調整するようにしている。
[0007] しかしながら、上述した従来装置のエネルギー 'キャリブレーションによると、キヤリブ レーシヨン中に PET装置を本来の診断に使用できないので、装置の稼動効率が低 下するという問題点がある。
[0008] 一方、タイム'キャリブレーションとは、検出器が光子を検出したときに出力される時 間情報 (パルス信号)の出力タイミングを検出器間で揃えることである。これにより同 時計数と判定するタイムウィンドウの精度を上げて偶発同時イベントをカットする。また 、 TOF (time of flight)型 PET装置では、同時計数された消滅光子の検出時間の差 を測定して、光子の放射位置を求めている。このような装置において、検出器が光子 を検出したときに出力される時間情報 (パルス信号)の出力タイミングが検出器間で 揃っており、しかも、時間差測定の絶対的な精度が良くないと、光子の放射位置の検 出精度が悪くなり画質が低下する。したがって、各検出器についてタイム'キヤリブレ ーシヨンを行うことは良好な RI分布画像を得る上で重要である。
[0009] 従来装置のタイム.キャリブレーションは、次のようにして行われている。タイム'キヤ リブレーシヨン用のファントムを用いて、キャリブレーション用のデータ（同時計数デー タ）を収集している。そして、検出器ごとに光子のタイム'スペクトルを収集して相互に 照合して、スぺ外ル中の真の同時計数のピークが揃うように、各検出器の時間情報 ( ノ ルス信号）の出力タイミングを調整している。
[0010] しかしながら、上述した従来装置のタイム'キャリブレーションによると、キヤリブレー シヨン中に PET装置を本来の診断に使用できないので、装置の稼動効率が低下す るという問題点がある。また、タイム'キャリブレーションによって、検出器間の時間情 報 (パルス信号)の出力タイミングが揃っても、時間差測定の絶対的な精度が保証さ れな!/、ので、充分精度の高!/、較正とは言!/、がた!/、。
[0011] 本発明は、このような事情に鑑みてなされたものであって、 PET装置の稼働率を低 下させること力 Sなく、し力、も精度良くキャリブレーションを行うことができる PET装置を 提供することを目的とする。
課題を解決するための手段
[0012] 本発明は、このような目的を達成するために、次のような構成をとる。
すなわち、本発明のポジトロン CT装置は、（A)被検体に投与された放射性核種か ら放出される光子を検出する複数個の検出手段と、（B)各検出手段の検出出力の一 つであるアナログ 'エネルギー出力を所定チャンネル数のデジタル情報に変換する アナログ 'デジタル変換手段と、（C)各検出手段の検出出力を与えられ、その検出出 力を発生する契機となった当該検出手段への光子の入射事象であるイベントが、消 滅対の光子が一対の検出手段へ同時に入射する事象であるダブルイベントであるか
、あるいは単一の光子が単一の検出手段に入射する事象であるシングルイベントで あるかを判定するイベント判定手段と、（D)イベント判定手段力 あるイベントをダブ ノレイベントであると判定したときに、そのときのアナログ 'デジタル変換手段の出力情 報を取り込んで蓄積するダブルイベント 'エネルギー情報蓄積手段と、（E)イベント判 定手段が、あるイベントをシングルイベントであると判定したときに、そのときのアナ口 グ 'デジタル変換手段の出力情報を取り込んで、シングルイベントに係る入射光子の 計数値の分布をエネルギー ·チャンネル軸上で表したエネルギー ·チャンネル'スぺ タトルを検出手段ごとに蓄積するシングルイベント 'エネルギー情報蓄積手段と、 (F) シングルイベント 'エネルギー情報蓄積手段に蓄積された各検出手段のエネルギー. チャンネル ·スペクトルを適時に読み出し、バックグランドのノイズレベルに相当するェ ネルギー基準ピークと、放射性核種に固有の固有エネルギー ·ピークとを検出するェ ネルギー 'ピーク検出手段と、（G)検出手段ごとに検出されたエネルギー基準ピーク と固有エネルギー .ピークとのエネルギー間隔に相当するチャンネル数と、放射性核 種に固有のエネルギー値との関係から、単位エネルギー当りのチャンネル数である エネルギー変換係数を検出手段ごとに算出するエネルギー変換係数算出手段と、 (
H)各検出手段のエネルギー基準ピークの位置に基づき、各検出器のオフセット'ェ ネルギ一に相当するチャンネル数を求めるオフセット 'エネルギー検出手段と、（I)各 検出手段のエネルギー変換係数とオフセット 'エネルギーとに基づき、各検出器のゲ インとオフセット、および/またはアナログ.デジタル変換手段のエネルギー.チャンネ ル軸とオフセットを調整するエネルギー較正手段と、を備えたことを特徴とするもので ある。
本発明のポジトロン CT装置は、エネルギー.キャリブレーションに係る。本発明に係 るエネルギー.キャリブレーションの特徴は、臨床中にキャリブレーション用のデータ を収集すること、および、従来装置では廃棄されていた臨床中のシングルイベントデ ータをキャリブレーション用のデータとして用いる点にある。具体的には、臨床中に被 検体に投与された放射性核種から放出された光子は複数個の検出手段によって検 出される。各検出手段は入射した光子のエネルギーに応じたアナログ 'エネルギー出 力を出力する。これらのアナログ 'エネルギー出力は、アナログ 'デジタル変換手段と イベント判定手段に与えられる。アナログ 'デジタル変換手段は、アナログ 'エネルギ 一出力を所定チャンネル数のデジタル情報に変換する。一方、イベント判定手段は、 ある検出手段が検出出力を発生する契機となった当該検出手段への光子の入射事 象であるイベントが、消滅対の光子が一対の検出手段へ同時に入射する事象である ダブルイベントである力、、あるいは単一の光子が単一の検出手段に入射する事象で あるシングルイベントである力、を判定する。イベント判定手段が、あるイベントをダブル イベントであると判定したときは、そのときのアナログ 'デジタル変換手段の出力情報 をダブルイベント 'エネルギー情報蓄積手段に取り込んで蓄積する。このデータはェ ミッションデータとして RI分布画像の再構成に供される。
一方、イベント判定手段が、あるイベントをシングルイベントであると判定したときは、 そのときのアナログ ·デジタル変換手段の出力情報をシングルイベント 'エネルギー情 報蓄積手段に取り込んで、シングルイベントに係る入射光子の計数値の分布をエネ ルギー .チャンネル軸上で表したエネルギー .チャンネル.スペクトルを収集.蓄積す る。シングルイベントに係るデータは、以下に説明するようにキャリブレーションデータ として用いられる。まず、エネルギー 'ピーク検出手段は、シングルイベント 'エネルギ 一情報蓄積手段に蓄積された各検出手段のエネルギー ·チャンネル 'スペクトルを適 時に読み出し、バックグランドのノイズレベルに相当するエネルギー基準ピークと、放 射性核種に固有の固有エネルギー 'ピークとを検出する。エネルギー基準ピークは、 入射した光子のエネルギーがゼロの状態に対応する。また、エネルギー基準ピーク 力、ら固有エネルギー ·ピークまでの間隔に相当するチャンネル数は、放射性核種に 固有のエネルギー（51 IkeV)に対応する。また、エネルギー基準ピークのゼロ'チヤ ンネルからのズレ量は、オフセットに相当する。したがって、エネルギー変換係数算 出手段は、検出手段ごとに検出されたエネルギー基準ピークと固有エネルギー 'ピー クとのエネルギー間隔に相当するチャンネル数と、放射性核種に固有のエネルギー 値との関係から、単位エネルギー当りのチャンネル数であるエネルギー変換係数を 検出手段ごとに算出する。また、オフセット 'エネルギー検出手段は、各検出手段の エネルギー基準ピークの位置に基づき、各検出器のオフセット'エネルギーに相当す るチャンネル数を求める。そして、エネルギー較正手段は、各検出手段のエネルギー 変換係数とオフセット 'エネルギーとに基づき、各検出器のゲインとオフセット、および /またはアナログ.デジタル変換手段のエネルギー.チャンネル軸とオフセットを調整 する。
また、本発明のポジトロン CT装置は、（J)被検体に投与された放射性核種から放出 される光子を検出する複数個の検出手段と、（Κ)各検出手段の検出出力の一つで ある、光子を検出した時間に関する情報を所定チャンネル数のデジタル情報に変換 するタイム'デジタル変換手段と、（L)各検出手段の検出出力を与えられ、その検出 出力を発生する契機となった当該検出手段への光子の入射事象であるイベントが、 消滅対の光子が一対の検出手段へ同時に入射する事象であるダブルイベントである 力、、あるいは単一の光子が単一の検出手段に入射する事象であるシングルイベント であるかを判定するイベント判定手段と、（Μ)イベント判定手段力 あるイベントをダ ブルイベントであると判定したときに、そのときのタイム'デジタル変換手段の出力情 報を取り込んで蓄積するダブルイベント '時間情報蓄積手段と、（Ν)イベント判定手 段力 あるイベントをシングルイベントであると判定したときに、光子を検出した時間に 関する情報と、あるイベントをシングルイベントであると判定するまでに要した時間に 関する情報とを、タイム'デジタル変換手段から取り込んで、シングルイベントに係る 入射光子の計数値の分布をタイム ·チャンネル軸上で表したタイム ·チャンネル'スぺ タトルを検出手段ごとに蓄積するシングルイベント '時間情報蓄積手段と、 (Ο)シング ノレイベント ·時間情報蓄積手段に蓄積された各検出手段のタイム ·チャンネル ·スぺク トルを適時に読み出し、光子を検出した時間に相当する時間基準ピークと、あるィべ ントをシングルイベントであると判定するまでに要した時間に相当する判定時間ピー クとを検出する時間ピーク検出手段と、（Ρ)検出手段ごとに検出された時間基準ピー クと判定時間ピークとの時間間隔に相当するチャンネル数と、あるイベントがダブルイ ベントであるかシングルイベントであるかを判定するために、予め定められた消滅対 光子の最大入射時間差である基準判定時間との関係から、単位時間当りのチャンネ ル数である時間変換係数を検出手段ごとに算出する時間変換係数算出手段と、 (Q) 各検出手段の時間基準ピークの位置に基づき、各検出器のオフセット 'タイムに相当 するチャンネル数を求めるオフセット 'タイム検出手段と、（R)各検出手段の時間変換 係数とオフセット 'タイムとに基づき、各検出器に対応するタイム'デジタル変換手段 の時間軸とオフセットを調整する時間較正手段と、を備えたことを特徴とするものであ
[0016] 本発明のポジトロン CT装置は、タイム.キャリブレーションに係る。本発明に係るタイ ム.キャリブレーションの特徴は、上記のエネルギ一.キャリブレーションと同様に、臨 床中にキャリブレーション用のデータを収集すること、および、従来装置では廃棄さ れていた臨床中のシングルイベントデータをキャリブレーション用のデータとして用い る点にある。具体的には、臨床中に被検体に投与された放射性核種から放出された 光子は複数個の検出手段によって検出される。各検出手段は、検出出力の一つとし て、光子を検出した時間に関する情報を出力する。これらの時間に関する情報は、タ ィム ·デジタル変換手段とイベント判定手段に与えられる。タイム ·デジタル変換手段 は、各検出器の光子を検出した時間に関する情報を所定チャンネル数のデジタル情 報に変換する。一方、イベント判定手段は、ある検出手段が検出出力を発生する契 機となった当該検出手段への光子の入射事象であるイベントが、消滅対の光子が一 対の検出手段へ同時に入射する事象であるダブルイベントであるか、あるいは単一 の光子が単一の検出手段に入射する事象であるシングルイベントであるかを判定す る。イベント判定手段が、あるイベントをダブルイベントであると判定したときは、そのと きのタイム ·デジタル変換手段の出力情報をダブルイベント ·時間情報蓄積手段に取 り込んで蓄積する。このデータはェミッションデータとして RI分布画像の再構成に供 される。
[0017] 一方、イベント判定手段が、あるイベントをシングルイベントであると判定したときは、 光子を検出した時間に関する情報と、あるイベントをシングルイベントであると判定す るまでに要した時間に関する情報とを、タイム'デジタル変換手段からシングルィベン ト '時間情報蓄積手段に取り込んで、シングルイベントに係る入射光子の計数値の分 布をタイム .チャンネル軸上で表したタイム .チャンネル 'スペクトルを検出手段ごとに 蓄積する。シングルイベントに係るデータは、以下に説明するようにキヤリブレーショ ンデータとして用いられる。まず、時間ピーク検出手段は、シングルイベント '時間情 報蓄積手段に蓄積された各検出手段のタイム'チャンネル 'スペクトルを適時に読み 出し、光子を検出した時間に相当する時間基準ピークと、あるイベントをシングルィべ ントであると判定するまでに要した時間に相当する判定時間ピークとを検出する。時 間基準ピークは、検出手段が光子を検出した時間に対応する。また、時間基準ピー クから判定時間ピークまでの間隔に相当するチャンネル数は、あるイベントがダブル イベントであるかシングルイベントであるかを判定するために、予め定められた消滅対 光子の最大入射時間差である基準判定時間に対応する。また、時間基準ピークのゼ 口'チャンネルからのズレ量は、オフセットに相当する。したがって、時間変換係数算 出手段は、検出手段ごとに検出された時間基準ピークと判定時間ピークとの時間間 隔に相当するチャンネル数と、あるイベントがダブルイベントであるかシングルイベント であるかを判定するために、予め定められた消滅対光子の最大入射時間差である基 準判定時間との関係から、単位時間当りのチャンネル数である時間変換係数を検出 手段ごとに算出する。また、オフセット 'タイム検出手段は、各検出手段の時間基準ピ ークの位置に基づき、各検出器のオフセット 'タイムに相当するチャンネル数を求める 。そして、時間較正手段は、各検出手段の時間変換係数とオフセット 'タイムとに基づ き、各検出器に対応するタイム'デジタル変換手段の時間軸とオフセットを調整する。 発明の効果
本発明に係るポジトロン CT装置は、キャリブレーションデータを収集するためにファ ントムなどを用いた特別のデータ収集操作を行う必要がなぐ臨床中にキヤリブレー シヨンデータを収集している。したがって、キャリブレーションのために PET装置を停 止させる期間を短くすることができ、装置の稼動効率を向上することができる。また、 臨床ごとにキャリブレーションデータを収集して PET装置を頻繁に較正することがで きるので、 PET装置を高精度に維持することができる。さらに、臨床に用いられるダブ ノレイベントに係るデータ（ェミッションデータ）と、臨床には使用されずに一般には廃 棄されるシングルイベントに係るデータとを並行して収集し、比較的にデータ量の多 いシングルイベントに係るデータを用いてキャリブレーションを行っているので、装置 の較正を効率よく行うことができる。特にエネルギー ·キャリブレーションに係る前者の 発明によれば、各検出器のエネルギー情報の較正を精度よく行うことができる。また、 タイム'キャリブレーションに係る後者の発明によれば、各検出器の時間情報の較正 を精度よく行うことができる。
図面の簡単な説明
園 1]本発明の一実施例に係る PET装置の概略構成を示したブロックである。
園 2]実施例装置におけるデータ収集処理の流れを示したフローチャートである。
[図 3]エネルギー.キャリブレーション処理の流れを示したフローチャートである。
[図 4]エネルギー.キャリブレーション処理の過程で収集された ADCスペクトルの図で ある。
[図 5]エネルギー.キャリブレーション処理で得られたエネルギー.スペクトルの図であ
[図 6]タイム ·キャリブレーション処理の流れを示したフローチャートである。
[図 7]タイム.キャリブレーション処理の過程で収集された TDCスペクトルの図である。
[図 8]ダブルイベントにより収集された TDCスペクトルの図である。
[図 9]タイム ·キャリブレーション処理で得られたタイム ·スペクトルの図である。
園 10]検出器の異常検出処理の流れを示したフローチャートである。
符号の説明
4 - · · 検出器
5 · · · 増幅器
6 · · · アナログ ·デジタル変換器 (ADC)
8 · · · タイム ·デジタル変換器 (TDC)
9 · · · イベント判定部
10 · · - 位置演算回路
11 · · ' · データ処理部
12 · · ' · ダブルイベント .エネルギー情報蓄積部
13 · · ' · タブルイベント '時間情報蓄積部
14 · · - 位置情報蓄積部
15 · · ' · シングルイベント ·エネルギー情報蓄積部
16 · · ' · シングルイベント ·時間情報蓄積部 17 · · · 変換係数蓄積部
実施例
[0021] 以下、図面を参照して本発明の実施例を説明する。
図 1は、実施例に係る PET装置の要部構成を示したブロック図である。 本実施例に係る PET装置は、大きく分けてガントリ 1とデータ収集システム 2とデー タ処理システム 3とから構成されている。ガントリ 1は、被検体に投与された放射性核 種力 放出される光子を検出する複数個の検出器 4を備えている。検出器 4は、光子 を可視光に変換するシンチレータ（図示せず)と、可視光を電気信号に変換する光電 子増倍管（図示せず)など力 構成されている。このような検出器 4の多数個が、被検 体が挿入されるガントリ 1の開口の周りにリング状に整列配置されている。但し、図 1で は、作図の便宜上、 2個の検出器 4だけを示してある。
[0022] データ収集システム 2は、検出器 4で検出された光子のエネルギー情報や、光子を 検出した時間に関する情報や、光子の入射位置に関する情報を収集するシステムで ある。具体的には、各検出器 4の検出出力の一つであるアナログ 'エネルギー出力は 、増幅器 5を介してアナログ 'デジタル変換器 (ADC) 6に与えられる。 ADC6は、入 力されたアナログ ·エネルギー信号を所定チャンネル数（本実施例では、 128チャン ネル)のデジタル情報に変換する。
[0023] また、各検出器 4の検出出力の一つである、光子を検出した時間に関する情報（光 子入射により発生するパルス信号）はタイム ·デジタル変換器 (TDC) 8に与えられる 。 TDC8は、光子を検出した時間に関する情報を所定チャンネル数 (本実施例では、 128チャンネル)のデジタル情報 (デジタル 'タイム出力）に変換する。
[0024] また、スタート信号は、各検出器 4ごとの TDC8に共通に与えられる。ストップ信号 は、後述するイベント判定部 9から TDC8に与えられる。スタート信号は、検出器 4か らの信号であってもよいし、全体を統括制御するマスタークロックに同期した信号であ つてもよい。
[0025] さらに、各検出器 4から出力された、光子を検出した時間に関する情報は、イベント 判定部 9に与えられる。イベント判定部 9は、各検出器 4が検出出力を発生する契機 となった当該検出器 4への光子の入射事象であるイベントが、消滅対の光子が一対 の検出器 4へ同時に入射する事象であるダブルイベントである力、、あるいは単一の光 子が単一の検出器 4に入射する事象であるシングルイベントであるかを判定する。 イベント判定部 9には、あるイベントがダブルイベントであるかシングルイベントである かを判定するために、予め定められた消滅対光子の最大入射時間差である基準判 定時間が設定されている。本実施例では、基準判定時間として lOnsecが設定されて いる。したがって、光子を検出した時間に関する情報 (光子入射時間情報）が最初に イベント判定部 9に入ってから lOnsec以内に、次の光子入射時間情報が入ってくれ ば、そのイベントはダブルイベント (真の同時計数）であると判断する。逆に、 lOnsec 以内に次の光子入射時間情報が入ってこなければ、最初の光子入射時間情報はシ ングルイベントであると判断する。このような判断結果は、 ADC6、 TDC8、後述する 位置演算回路 10などに与えられる。特に、上述したストップ信号は、 TDC8に与えら れる。
[0026] 各検出器 4の検出出力は位置演算回路 10に与えられる。位置演算回路 10は、光 子の入射事象がダブルイベントであると判定されたときに、各検出器 4の検出出力の 比率から
光子の入射位置を演算する。
[0027] データ処理システム 3について説明する。データ処理システム 3はコンピュータから 構成されるデータ処理部 11を備えている。データ処理部 11は、蓄積されたエミッショ ンデータ（ダブルイベントによって収集されたデータ）に基づレ、て RI分布画像を再構 成したり、本実施例装置の特徴であるキャリブレーション処理を実行する。データ処 理システム 3はさらに、画像再構成のためにダブルイベントによって生じたデータを蓄 積するための要素として、ダブルイベント 'エネルギー情報蓄積部 12と、タブルイベン ト'時間情報蓄積部 13と、位置情報蓄積部 14とを備えている。また、データ処理シス テム 3は、キャリブレーションを行うためにシングルイベントによって生じたデータを蓄 積するための要素として、シングルイベント 'エネルギー情報蓄積部 15と、シングルィ ベント，時間情報蓄積部 16と、変換係数蓄積部 17とを備えている。
[0028] ダブルイベント 'エネルギー情報蓄積部 12は、イベント判定部 9が光子の入射事象 をダブルイベントであると判定したときに、そのときの ADC6の出力であるデジタル- エネルギー情報を蓄積する。タブルイベント'時間情報蓄積部 13は、ダブルイベント 時の TDC8の出力であるデジタル '時間情報を蓄積する。位置情報蓄積部 14は、ダ ブルイベント時の位置演算回路 10の出力である光子の入射位置情報を蓄積する。
[0029] シングルイベント 'エネルギー情報蓄積部 15は、イベント判定部 9が光子の入射事 象をシングルイベントであると判定したときに、そのときの ADC6の出力情報を取り込 んで、シングルイベントに係る入射光子の計数値の分布をエネルギ一 ·チャンネル軸 上で表したエネルギー ·チャンネル 'スペクトル（図 4参照）を検出器 4ごとに蓄積する 。シングルイベント '時間情報蓄積部 16は、イベント判定部 9が光子の入射事象をシ ングルイベントであると判定したときに、光子を検出した時間に関する情報と、あるィ ベントをシングルイベントであると判定するまでに要した時間（本実施例では lOnsec) に関する情報とを、 TDC8から取り込んで、シングルイベントに係る入射光子の計数 値の分布をタイム .チャンネル軸上で表したタイム .チャンネル.スペクトル（図 7参照） を検出器 4ごとに蓄積する。変換係数蓄積部 17は、エネルギー 'キャリブレーション 処理の過程で得られたエネルギー変換係数と、タイム.キャリブレーション処理の過程 で得られた時間変換係数とを経時的に蓄積する。
[0030] その他にデータ処理システム 11は、再構成された RI分布画像や、キヤリブレーショ ン処理で収集されたデータなどを表示するための画像表示器 18や図示しない操作 入力部などを備えている。
[0031] 以下、実施例装置の動作を説明する。
[0032] <データ収集処理〉
図 2のフローチャートを参照する。臨床時に放射性核種が投与された被検体がガン トリ 1の開口に揷入される。ガントリ 1の各検出器 4は被検体内の放射性核種から放出 される光子を検出する。このとき、イベント判定部 9が、検出器 4への光子の入射事象 がダブルイベントである力、、あるいはシングルイベントあるかを判定する（ステップ S1) 。ダブルイベントであると判定されたときは、そのときの ADC6、 TDC8、および位置 演算回路 10の各データをェミッションデータとして、ダブルイベント 'エネルギー情報 蓄積部 12、タブルイベント ·時間情報蓄積部 13、および位置情報蓄積部 14に個別 に蓄積する (ステップ S2)。蓄積されたェミッションデータは、データ処理部 11で画像 再構成処理に供される (ステップ S3)。一方、イベント判定部 9が、光子入射事象をシ ングルイベントであると判定したときは、そのときの ADC6および TDC8の各データを キャリブレーション用データとしてシングルイベント 'エネルギー情報蓄積部 15および シングルイベント '時間情報蓄積部 16に個別に蓄積する（ステップ S4)。蓄積された キャリブレーション用データは、データ処理部 11で適時に実行されるキヤリブレーショ ン処理に供される (ステップ S5)。以下、本実施例装置の特徴部分であるキヤリブレ ーシヨン処理につ!/、て説明する。
[0033] <エネルギー.キャリブレーション処理〉
上述したように、シングルイベント 'エネルギー情報蓄積部 16は、イベント判定部 9 が光子の入射事象をシングルイベントであると判定したときに、そのときの ADC6の 出力情報を取り込んで、シングルイベントに係る入射光子の計数値の分布をェネル ギ一'チャンネル軸上で表したエネルギ一'チャンネル 'スペクトルを検出器 4ごとに蓄 積する。図 4は、収集されたエネルギー ·チャンネル ·スペクトルの一例を示す。図 4に おいて、横軸は、 ADC6の出力単位であるチャンネル軸（エネルギー ·チャンネル軸 )であり、縦軸はシングルイベント（光子の入射）頻度である。スペクトル中のピーク EP は、放射性核種に固有のエネルギー値（51 IkeV)に対応した固有エネルギー ·ピー クである。また、ピーク EPは、バックグランドのノイズレベルに相当するエネルギー基
2
準ピークである。
[0034] 以下、図 3のフローチャートを参照して説明する。エネルギ一.キャリブレーションは 、データ処理部 11がシングルイベント 'エネルギー情報蓄積部 15からエネルギー.チ ヤンネル'スペクトルを適時に読み出すことによって行われる（ステップ Sl l)。本実施 例では、臨床中にキャリブレーションデータが収集されるので、最も頻繁には臨床ご とにキャリブレーションを行うことができる力 S、 1日に 1回程度であってもよい。
[0035] データ処理部 11は、読み出した各検出器 4のエネルギー.チャンネル 'スペクトルの 中から、固有エネルギー 'ピークとエネルギー基準ピークとを検出する（ステップ S12) 。このようなピーク検出機能を有するデータ処理部 11は、本願発明のエネルギー'ピ ーク検出手段に相当する。
[0036] データ処理部 11は、検出器 4ごとに検出されたエネルギー基準ピークと固有エネ ルギー ·ピークとのエネルギー間隔に相当するチャンネル数と、放射性核種に固有の エネルギー値との関係から、単位エネルギー当りのチャンネル数であるエネルギー 変換係数を検出器 4ごとに算出する (ステップ S13)。このようなエネルギー変換係数 算出機能を有するデータ処理部 11は、本願発明のエネルギー変換係数算出手段に 相当する。具体的には、次式によって、エネルギー変換係数を算出する。
エネルギー変換係数 [ch/keV] = (固有エネルギー.ピーク [ch]—エネルギー基準 ピーク[(*] ) /511 [1«^]
[0037] 図 4力、ら理解できるように、固有エネルギ一'ピーク chとエネルギー基準ピーク ch
1 2 との間隔に相当するチャンネル数 (ch -ch )は、放射性核種の固有エネルギー値（
1 2
511keV)に相当するので、両ピーク間隔（ch -ch )を 51 Ike Vで除算すれば、単位
1 2
エネルギー当りのチャンネル数であるエネルギー変換係数を得ることができる。
[0038] さらに、データ処理部 11は、各検出器 4のエネルギー基準ピーク EPの位置に基づ
2
き、各検出器 4のオフセット 'エネルギーに相当するチャネル数を求める（ステップ S 1 4)。このような機能を有するデータ処理部 11は、本願発明のオフセット 'エネルギー 検出手段に相当する。具体的には、図 4において、 Ochからエネルギー基準ピーク c hまでの間隔に相当するチャンネル数を求めることになり、この間隔は、いわゆるバッ
2
クグランドのノイズに基づくオフセットである。
[0039] このようにして得られたエネルギー変換係数とオフセット 'エネルギーを用いて、デ ータ処理部 11が各検出器 4のエネルギー.キャリブレーションを行う（ステップ S15)。 エネルギー ·キャリブレーションは、各検出器 4 (具体的には図 1に示した増幅器 5)の ゲインとオフセット、および/または各 ADC6のエネルギー 'チャンネル軸とオフセット を調整することにより行われる。本実施例は、後者のキャリブレーション処理をソフト的 に行っている。以下、この処理について説明する。
[0040] 本実施例では、 ADC6のデジタル.エネルギー出力を、ステップ S13および S14で 求められたエネルギー変換係数 [ch/keV]とオフセット 'エネルギー [ch]を用いて、チ ヤンネル単位 [ch]からエネルギー単位 [keV]に戻すことによって、エネルギー出力を 較正している。具体的には、 ADC6のデジタル.エネルギー出力 [ch]からオフセット' エネルギー [ch]を差引き、その減算値をエネルギー変換係数 [ch/keV]で除算する ことにより、エネルギー出力 [keV]を較正している。式で示せば以下のとおりである。 エネルギー [keV] = (ADC [ch] エネルギー基準ピーク [ch] ) /エネルギー変換 係数 [ch/keV]
[0041] 以上のようにして較正されたエネルギ一.スペクトルを図 5に示す。図 5から理解でき るように、 ADC6のデジタル .エネルギー出力 [ch]力、らオフセット'エネルギー [ch]を 差引くことにより、各検出器 4のオフセットが結果的に較正されたことになり、較正後の ノ ックグランドのノイズレベルが基準値（OkeV)に揃えられる。また、 ADC6のデジタ ノレ ·エネルギー出力 [ch]力、らオフセット'エネルギー [ch]を差引!/、た減算値をェネル ギー変換係数 [ch/keV]で除算することにより、各検出器 4のゲインが結果として較正 されたことになり、較正後の放射性核種の固有のエネルギー値が 51 IkeVに揃えられ
[0042] <タイム.キャリブレーション処理〉
上述したように、シングルイベント '時間情報蓄積部 16は、イベント判定部 9が光子 の入射事象をシングルイベントであると判定したときに、光子を検出した時間に関す る情報と、あるイベントをシングルイベントであると判定するまでに要した時間（本実施 例では lOnsec)に関する情報とを、 TDC8から取り込んで、シングルイベントに係る入 射光子の計数値の分布をタイム ·チャンネル軸上で表したタイム ·チャンネル'スぺタト ルを検出器 4ごとに蓄積する。図 7に収集されたタイム ·チャンネル ·スペクトルの一例 を示す。横軸は、 TDC8の出力単位であるチャンネル軸（タイム'チャンネル軸）であ り、縦軸はシングルイベント（光子の入射）頻度である。スペクトル中のピーク TPは、 あるイベントをシングルイベントであると判定するまでに要した時間（本実施例では 10 nsec)に相当する判定時間ピークである。ピーク TPは、光子を検出した時間に相当
2
する時間基準ピークである。
[0043] 以下、図 6のフローチャートを参照して説明する。タイム ·キャリブレーションは、デー タ処理部 11がシングルイベント '時間情報蓄積部 16からタイム.チャンネル'スぺタト ルを適時に読み出すことによって行われる（ステップ T11)。
[0044] データ処理部 11は、読み出した各検出器 4のタイム.チャンネル 'スペクトルの中か ら、時間基準ピークと判定時間ピークとを検出する (ステップ T12)。このようなピーク 検出機能を有するデータ処理部 11は、本願発明の時間ピーク検出手段に相当する
[0045] データ処理部 11は、検出器 4ごとに検出された時間基準ピークと判定時間ピークと の時間間隔に相当するチャンネル数と、あるイベントがダブルイベントであるかシング ノレイベントである力、を判定するために、予め定められた消滅対光子の最大入射時間 差である基準判定時間（lOnsec)との関係から、単位時間当りのチャンネル数である 時間変換係数を検出器 4ごとに算出する (ステップ T14)。このような時間変換係数算 出機能を有するデータ処理部 11は、本願発明の時間変換係数算出手段に相当す る。具体的には、次式によって、時間変換係数を算出する。
時間変換係数 [ch/nsec] = (判定時間ピーク [ch]—時間基準ピーク [ch] ) /10 [nSe c]
[0046] なお、上述したスタート信号力 STDC8に与えられたタイミングで光子を検出したと判 定する。また、上述したストップ信号力 STDC8に与えられたタイミングで、あるイベント がシングルイベントであると判定する。スタート信号力 S、検出器 4からの信号の場合に は、光子を検出した方の検出器 4からトリガとしてスタート信号を出力して、各検出器 4ごとの TDC8に共通に与える。スタート信号がマスタークロックに同期した信号の場 合には、光子を検出してから、マスタークロックに同期したスタート信号を出力して、 各検出器 4ごとの TDC8に共通に与える。あるイベントがシングルイベントであると判 定すると、上述したストップ信号を出力して、 TDC8に与える。したがって、判定時間 ピーク [ch]—時間基準ピーク [ch]は、スタート信号とストップ信号との出力差となる。
[0047] 図 7から理解できるように、判定時間ピーク TPと時間基準ピーク TPとの間隔に相
1 2
当するチャンネル数 (ch -ch )は、基準判定時間（lOnsec)に相当するので、両ピー
1 2
ク間隔 (ch -ch )を基準判定時間（lOnsec)で除算すれば、単位時間 [nsec]当りの
1 2
チャンネル数である時間変換係数を得ることができる。
[0048] さらに、データ処理部 11は、各検出器 4の時間基準ピークの位置に基づき、各検 出器 4のオフセット 'タイムに相当するチャネル数を求める（ステップ S 14)。このような 機能を有するデータ処理部 11は、本願発明のオフセット'タイム検出手段に相当する 。具体的には、図 7において、 Ochから時間基準ピーク TPまでの間隔に相当するチ ヤンネル数を求める。
[0049] このようにして得られた時間変換係数とオフセット 'タイムを用いて、データ処理部 1 1が各検出器 4のタイム'キャリブレーションを行う（ステップ T15)。タイム'キヤリブレ ーシヨンは、 TDC8のタイム ·チャンネル軸とオフセットを調整することにより行われる。 以下、この処理について説明する。
[0050] 本実施例では、 TDC8のデジタル 'タイム出力を、ステップ T13および T14で求め られた時間変換係数 [ch/nsec]とオフセット 'タイム [ch]を用いて、チャンネル単位 [ch ]から時間単位 [nsec]に戻すことによって、各検出器 4の時間情報を較正している。 具体的には、 TDC8のデジタル ·タイム出力 [ch]からオフセット ·タイム [ch]を差引き、 その減算値を時間変換係数 [ch/nsec]で除算することにより、時間情報 [nsec]を較 正している。式で示せば以下のとおりである。
時間情報 [nsec] = (TDC [ch]—時間基準ピーク [ch] ) /時間変換係数 [ch/nsec]
[0051] 図 8は、ダブルイベントと判定されたときに得られた時間情報 (TDC8のデジタル'タ ィム出力）のスペクトルである。図 8において、中央のピーク Aが真の同時計数であり、 裾領域 Bが散乱同時計数である。このような各検出器 4に対応した TDC8のチャンネ ノレ'スペクトル力 S、上記のタイム.キャリブレーション処理を受けることにより、図 9に示 すようなタイム ·スペクトルになる。すなわち、図 8のピーク Aのチャンネル値は、オフセ ット 'タイムの調整によって、「0」nSeCに移行し、また、時間変換係数の除算によって、 各検出器 4に対応したタイム'スペクトルの時間軸のスケールが揃えられる。
[0052] このように、時間変換係数を求めて、時間変換係数の除算によって時間情報を得る ことは、上述した TOF (time of flight)型 PET装置に適用した場合に、特に有用であ る。すなわち、時間変換係数の除算によって、タイム'スペクトルの時間軸のスケール が揃えられ、時間差測定の絶対的な精度が保証されるので、同時計数された消滅光 子の検出時間の差を精度良く測定することができる。
[0053] 以上のように、本実施例装置によれば、臨床中にダブルイベントに係るデータ（エミ ッシヨンデータ）を収集するとともに、臨床には使用されずに一般には廃棄されるシン ダルイベントに係るデータとを並行して収集し、このシングルイベントに係るデータを 使ってキャリブレーションを行って!/、るので、装置の稼働率を下げることなく装置を較 正すること力 Sでさる。
[0054] <検出器の異常検出処理〉
上記のキャリブレーション処理の過程で算出されたエネルギー変換係数や、時間 変換係数を用いて PET装置の検出器の異常検出を行うことができる。以下、図 10の フローチャートを参照して説明する。
[0055] ステップ U1において、エネルギー変換係数や、時間変換係数が算出されると、こ れらの変換係数が正常か否かを次のステップ U2で判定する。具体的には、前回の キャリブレーション処理で算出された変換係数を基準値とし、今回のキヤリブレーショ ン処理で算出された変換係数が基準値に対して予め定められた値以上に変化して いた場合には装置異常と判断する。変換係数が正常であれば。その変換係数を変 換係数蓄積部 17のパラメータファイルに書き込み記憶しておく（ステップ U3)。一方 、変換係数が異常であれば、検出器に異常が発生したものと判断して報知する (ステ ップ U4)。変換係数は検出器ごとに算出されるので、変換係数の変化を監視すること によって、多数の検出器の異常を容易に発見すること力 Sできる。
[0056] なお、変換係数の正常 ·異常を判定するための基準値は、経時的に変換係数を記 録している変換係数蓄積部 17のパラメータファイルを参照して、短期比較 (例えば、 検査毎）、中期比較 (例えば、一日単位）、長期比較 (例えば、週単位)から作成する のが好ましい。また、各キャリブレーション処理において得られた ADCスペクトル（図 4)や TDCスペクトル（図 7)を画像表示器 18に表示して、各較正が妥当であるかを視 覚的に評価できるようにしてもよい。

Claims

請求の範囲
ポジトロン CT装置において、前記装置は、（A)被検体に投与された放射性核種か ら放出される光子を検出する複数個の検出手段と、（B)各検出手段の検出出力の一 つであるアナログ 'エネルギー出力を所定チャンネル数のデジタル情報に変換する アナログ 'デジタル変換手段と、（C)各検出手段の検出出力を与えられ、その検出出 力を発生する契機となった当該検出手段への光子の入射事象であるイベントが、消 滅対の光子が一対の検出手段へ同時に入射する事象であるダブルイベントであるか
、あるいは単一の光子が単一の検出手段に入射する事象であるシングルイベントで あるかを判定するイベント判定手段と、（D)イベント判定手段力 あるイベントをダブ ルイベントであると判定したときに、そのときのアナログ 'デジタル変換手段の出力情 報を取り込んで蓄積するダブルイベント 'エネルギー情報蓄積手段と、（E)イベント判 定手段が、あるイベントをシングルイベントであると判定したときに、そのときのアナ口 グ 'デジタル変換手段の出力情報を取り込んで、シングルイベントに係る入射光子の 計数値の分布をエネルギー ·チャンネル軸上で表したエネルギー ·チャンネル'スぺ タトルを検出手段ごとに蓄積するシングルイベント 'エネルギー情報蓄積手段と、 (F) シングルイベント 'エネルギー情報蓄積手段に蓄積された各検出手段のエネルギー. チャンネル ·スペクトルを適時に読み出し、バックグランドのノイズレベルに相当するェ ネルギー基準ピークと、放射性核種に固有の固有エネルギー ·ピークとを検出するェ ネルギー 'ピーク検出手段と、（G)検出手段ごとに検出されたエネルギー基準ピーク と固有エネルギー .ピークとのエネルギー間隔に相当するチャンネル数と、放射性核 種に固有のエネルギー値との関係から、単位エネルギー当りのチャンネル数である エネルギー変換係数を検出手段ごとに算出するエネルギー変換係数算出手段と、 (
H)各検出手段のエネルギー基準ピークの位置に基づき、各検出器のオフセット'ェ ネルギ一に相当するチャンネル数を求めるオフセット 'エネルギー検出手段と、（I)各 検出手段のエネルギー変換係数とオフセット 'エネルギーとに基づき、各検出器のゲ インとオフセット、および/またはアナログ.デジタル変換手段のエネルギー.チャンネ ル軸とオフセットを調整するエネルギー較正手段と、を備えたことを特徴とするポジト ロン CT装置。 [2] ポジトロン CT装置において、前記装置は、 ω被検体に投与された放射性核種か ら放出される光子を検出する複数個の検出手段と、（Κ)各検出手段の検出出力の一 つである、光子を検出した時間に関する情報を所定チャンネル数のデジタル情報に 変換するタイム'デジタル変換手段と、（L)各検出手段の検出出力を与えられ、その 検出出力を発生する契機となった当該検出手段への光子の入射事象であるイベント 1S 消滅対の光子が一対の検出手段へ同時に入射する事象であるダブルイベントで あるか、あるいは単一の光子が単一の検出手段に入射する事象であるシングルィべ ントであるかを判定するイベント判定手段と、（Μ)イベント判定手段力 あるイベントを ダブルイベントであると判定したときに、そのときのタイム ·デジタル変換手段の出力 情報を取り込んで蓄積するダブルイベント '時間情報蓄積手段と、（Ν)イベント判定 手段が、あるイベントをシングルイベントであると判定したときに、光子を検出した時間 に関する情報と、あるイベントをシングルイベントであると判定するまでに要した時間 に関する情報とを、タイム'デジタル変換手段から取り込んで、シングルイベントに係 る入射光子の計数値の分布をタイム ·チャンネル軸上で表したタイム ·チャンネル'ス ベクトルを検出手段ごとに蓄積するシングルイベント '時間情報蓄積手段と、 (Ο)シン ダルイベント '時間情報蓄積手段に蓄積された各検出手段のタイム'チャンネル'スぺ タトルを適時に読み出し、光子を検出した時間に相当する時間基準ピークと、あるィ ベントをシングルイベントであると判定するまでに要した時間に相当する判定時間ピ 一クとを検出する時間ピーク検出手段と、（Ρ)検出手段ごとに検出された時間基準ピ ークと判定時間ピークとの時間間隔に相当するチャンネル数と、あるイベントがダブ ルイベントであるかシングルイベントであるかを判定するために、予め定められた消滅 対光子の最大入射時間差である基準判定時間との関係から、単位時間当りのチャン ネル数である時間変換係数を検出手段ごとに算出する時間変換係数算出手段と、 ( Q)各検出手段の時間基準ピークの位置に基づき、各検出器のオフセット 'タイムに 相当するチャンネル数を求めるオフセット 'タイム検出手段と、（R)各検出手段の時間 変換係数とオフセット 'タイムとに基づき、各検出器に対応するタイム'デジタル変換 手段の時間軸とオフセットを調整する時間較正手段と、を備えたことを特徴とするポ ジトロン CT装置。
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Cited By (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2009243998A (ja) * 2008-03-31 2009-10-22 Hitachi Ltd 放射線検査装置及び校正方法
JP2012528321A (ja) * 2009-05-28 2012-11-12 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ デジタル・シリコン光電子増倍管の時間分解能を向上する方法
JP2013195348A (ja) * 2012-03-22 2013-09-30 Shimadzu Corp 放射線断層撮像装置用のデータ収集器およびそれを備えた放射線断層撮像装置、放射線断層撮像用データ収集方法
JP2014209098A (ja) * 2013-03-25 2014-11-06 株式会社リガク Ｘ線分析装置
WO2015146594A1 (ja) * 2014-03-24 2015-10-01 株式会社東芝 放射線計測装置、および入出力較正プログラム
JP2016532857A (ja) * 2013-10-14 2016-10-20 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． ポジトロン放出断層撮影（ｐｅｔ）エネルギーヒストグラムにおけるヒストグラム平滑化

Families Citing this family (12)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5756707A (en) * 1994-12-13 1998-05-26 Perseptive Biosystems, Inc. Method of making 2'-O-alkyl pyrimidine ribonucleosides
US9279888B2 (en) * 2009-10-01 2016-03-08 Kabushiki Kaisha Toshiba System for online/offline singles-pairing with keeping/rejecting multi-coincidences for positron emission tomography
JP5633567B2 (ja) * 2010-09-06 2014-12-03 株式会社島津製作所 放射線検出器
CN102783964B (zh) * 2012-07-02 2014-03-05 苏州瑞派宁科技有限公司 Pet成像中单事件列表式数据的同步方法及系统
JP6145517B2 (ja) * 2012-12-12 2017-06-14 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． 光子計数検出器のための適応的な持続性電流補償を行うイメージングシステム及び適応的な持続性電流補償方法
US10463324B2 (en) * 2014-10-06 2019-11-05 Canon Medical Systems Corporation Photon-counting detector with count-rate dependent multiplexing
CN108646816B (zh) * 2015-02-13 2020-02-04 湖北锐世数字医学影像科技有限公司 一种pet设备
JP2016180625A (ja) * 2015-03-23 2016-10-13 株式会社東芝 放射線検出装置、入出力較正方法、及び入出力較正プログラム
CN105030263B (zh) * 2015-07-22 2018-06-12 湖北锐世数字医学影像科技有限公司 一种数字pet的能量反馈校正方法及系统
CN108109182B (zh) * 2016-11-24 2021-08-24 上海东软医疗科技有限公司 一种pet图像重建方法和装置
IT201900006633A1 (it) * 2019-05-08 2020-11-08 Stmicroelectronics Application Gmbh Sistema di elaborazione, relativo circuito integrato, dispositivo e procedimento
CN111007561B (zh) * 2019-12-26 2022-11-29 东软医疗系统股份有限公司 探测器增益校正方法、装置、设备及pet系统

Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2002116256A (ja) * 2000-10-04 2002-04-19 Toshiba Corp 核医学診断装置
JP2007225393A (ja) * 2006-02-22 2007-09-06 Toshiba Corp オフガス核種連続測定装置

Family Cites Families (12)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN85101211A (zh) * 1985-04-01 1987-01-24 株式会社岛津制作所 正电子计算机断层摄影(ct)设备
JP2535762B2 (ja) 1993-10-14 1996-09-18 東北大学長 陽電子断層撮影装置におけるγ線吸収体による散乱同時計数測定法及び陽電子断層撮影装置
US5608221A (en) * 1995-06-09 1997-03-04 Adac Laboratories Multi-head nuclear medicine camera for dual SPECT and PET imaging with monuniform attenuation correction
US6175116B1 (en) * 1997-06-02 2001-01-16 Picker International, Inc. Hybrid collimation and coincidence imager for simultaneous positron and single photon imaging
JP3243460B2 (ja) 1999-07-06 2002-01-07 浜松ホトニクス株式会社 ポジトロンｃｔ装置
US6294788B1 (en) 1999-08-18 2001-09-25 Marconi Medical Systems, Inc. Randoms correction in positron imaging
US6803579B2 (en) * 2001-09-28 2004-10-12 General Electric Company Technique for removal of picket fence effect in PET imaging systems
US6858850B2 (en) * 2002-07-24 2005-02-22 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Method for dynamic stabilization of PET detector gains
US6856666B2 (en) * 2002-10-04 2005-02-15 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Multi modality imaging methods and apparatus
US20040159791A1 (en) * 2003-02-19 2004-08-19 Yaron Hefetz Pet/spect nuclear scanner
US7301144B2 (en) * 2004-12-29 2007-11-27 General Electric Company Method and system for calibrating a positron emission tomography system
US7414246B2 (en) * 2006-01-03 2008-08-19 Koninklijke Philips Electronics N.V. Achieving accurate time-of-flight calibrations with a stationary coincidence point source

Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2002116256A (ja) * 2000-10-04 2002-04-19 Toshiba Corp 核医学診断装置
JP2007225393A (ja) * 2006-02-22 2007-09-06 Toshiba Corp オフガス核種連続測定装置

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
See also references of EP2051107A4 *

Cited By (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2009243998A (ja) * 2008-03-31 2009-10-22 Hitachi Ltd 放射線検査装置及び校正方法
JP2012528321A (ja) * 2009-05-28 2012-11-12 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ デジタル・シリコン光電子増倍管の時間分解能を向上する方法
JP2013195348A (ja) * 2012-03-22 2013-09-30 Shimadzu Corp 放射線断層撮像装置用のデータ収集器およびそれを備えた放射線断層撮像装置、放射線断層撮像用データ収集方法
JP2014209098A (ja) * 2013-03-25 2014-11-06 株式会社リガク Ｘ線分析装置
JP2016532857A (ja) * 2013-10-14 2016-10-20 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． ポジトロン放出断層撮影（ｐｅｔ）エネルギーヒストグラムにおけるヒストグラム平滑化
US10520613B2 (en) 2013-10-14 2019-12-31 Koninkluke Philips N.V. Histogram smoothing in positron emission tomography (PET) energy histograms
WO2015146594A1 (ja) * 2014-03-24 2015-10-01 株式会社東芝 放射線計測装置、および入出力較正プログラム
JP2015184116A (ja) * 2014-03-24 2015-10-22 株式会社東芝 放射線計測装置、および入出力較正プログラム
US10154821B2 (en) 2014-03-24 2018-12-18 Kabushiki Kaisha Toshiba Radiation measuring apparatus, computer program product, and radiation computed tomography apparatus

Also Published As

Publication number Publication date
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JPWO2008018264A1 (ja) 2009-12-24
KR20090027682A (ko) 2009-03-17
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