WO2009141861A1 - ２次元位置マップ校正方法および放射線検出装置 - Google Patents

２次元位置マップ校正方法および放射線検出装置 Download PDF

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WO2009141861A1
WO2009141861A1 PCT/JP2008/059146 JP2008059146W WO2009141861A1 WO 2009141861 A1 WO2009141861 A1 WO 2009141861A1 JP 2008059146 W JP2008059146 W JP 2008059146W WO 2009141861 A1 WO2009141861 A1 WO 2009141861A1
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dimensional position
position map
boundary
peak
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賢志 山田
宣弥 橋爪
允信 佐藤
北村　圭司
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株式会社島津製作所
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    • 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
    • G01T1/164—Scintigraphy
    • G01T1/1641—Static instruments for imaging the distribution of radioactivity in one or two dimensions using one or several scintillating elements; Radio-isotope cameras
    • G01T1/1644—Static instruments for imaging the distribution of radioactivity in one or two dimensions using one or several scintillating elements; Radio-isotope cameras using an array of optically separate scintillation elements permitting direct location of scintillations
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
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    • G01T1/161—Applications in the field of nuclear medicine, e.g. in vivo counting
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    • G01T1/1641—Static instruments for imaging the distribution of radioactivity in one or two dimensions using one or several scintillating elements; Radio-isotope cameras
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    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T7/00—Details of radiation-measuring instruments
    • G01T7/005—Details of radiation-measuring instruments calibration techniques

Definitions

  • the present invention relates to a two-dimensional position map calibration method for calibrating a two-dimensional position map used when detecting radiation with a radiation detector comprising a plurality of scintillator elements and an optical sensor optically coupled thereto. And a radiation detection apparatus.
  • a PET (Positron Emission Tomography) apparatus As a nuclear medicine diagnostic apparatus, that is, an ECT (Emission Computed Tomography) apparatus, a PET (Positron Emission Tomography) apparatus will be described as an example.
  • the PET apparatus detects a plurality of gamma rays generated by annihilation of positrons, that is, positrons, and reconstructs a tomographic image of a subject only when the gamma rays are simultaneously detected by a plurality of detectors. It is configured.
  • a radiopharmaceutical containing a positron emitting nuclide is administered into a subject, and a 511 KeV pair annihilation gamma ray released from the administered subject consists of a group of a number of detection elements (for example, scintillators). Detect with a detector. And if ⁇ -rays are detected at the same time by two detectors within a certain period of time, they are counted as a pair of annihilation ⁇ -rays, and the point of occurrence of pair annihilation is on the straight line of the detected detector pair Is identified. By accumulating such coincidence information and performing reconstruction processing, a positron emitting nuclide distribution image (ie, a tomographic image) is obtained.
  • a positron emitting nuclide distribution image ie, a tomographic image
  • the number of scintillators is increased in order to obtain a more detailed ⁇ -ray incident position at the detector, combined with a photomultiplier tube (PMT: Photo Multiplier Tube) that can detect the position, Discrimination as a scintillator element improves the detection accuracy of ⁇ rays and improves the image resolution of tomographic images. Therefore, the discrimination capability is increased by increasing the number of scintillators.
  • DOI detectors have been developed that can discriminate the light source position (DOI: Depth of Interaction) in the depth direction by causing scintillators to be stacked also in the depth direction.
  • the two-dimensional position map is a two-dimensional coordinate (X, Y) for an event in which each ⁇ -ray is detected by calculating the center of gravity of an electrical signal obtained by an optical sensor represented by a position detection type photomultiplier tube. It is drawn by performing the work to calculate as. Further, this two-dimensional position map is obtained by irradiating the detector with uniform parallel beam ⁇ -rays and repeating the above-described operation while detecting the ⁇ -rays and integrating the two-dimensional coordinates on the two-dimensional plane. . These are drawn as a distribution having a peak corresponding to each scintillator element (crystal element) position.
  • FIG. 9 is a two-dimensional position map in the case of a DOI detector in which four layers of scintillators are stacked in the depth direction, and the position indicated by a white circle (indicated by “ ⁇ ” in FIG. 9) is the first layer (in FIG. 9).
  • LUT Look Up Table
  • one detector is composed of several hundred to several thousand crystals (scintillator elements), and the same number of peaks appear on the image. Entering the boundary of the two-dimensional position map manually requires a lot of labor. Therefore, it is desirable to define the boundary by automation, but the peak is not sufficiently separated around the two-dimensional position map, and the boundary is often erroneously determined.
  • the present invention has been made in view of such circumstances, and an object of the present invention is to provide a two-dimensional position map calibration method and a radiation detection apparatus that can easily determine the boundary.
  • the two-dimensional position map calibration method of the present invention comprises a radiation detector composed of a plurality of scintillator elements arranged in one, two, or three dimensions and an optical sensor optically coupled to them.
  • a two-dimensional position map that calibrates a two-dimensional position map that is used when detecting the two-dimensional position map in which the signal intensity obtained by the optical sensor is associated with the incident position of the radiation incident on the scintillator element.
  • a calibration method wherein a boundary is drawn by the peak of the signal intensity, and each position is separated by the boundary, and a plurality of the peaks are connected to each other, and the separation in the peak separation process has failed.
  • a number determination step for determining the number of peaks using the spatial periodicity of the peaks.
  • the peak separation step a boundary is drawn by the peak of the signal intensity, and each position is separated by the boundary. If a plurality of peaks are connected and the separation in the above-described peak separation step fails, the number of failed peaks is determined in the number determination step using the spatial periodicity of the peaks. Therefore, the number of failed peaks can be determined by using the peak spatial periodicity, and the boundary can be easily determined.
  • each of the scintillator elements that failed to be separated in the above-described peak separation step is determined by setting the boundary so that the sensitivity ratio for each scintillator element matches the sum ratio of the pixels in the peak region. It is preferable to provide a boundary determination step for separating the positions. Utilizing the fact that the sensitivity ratio and the pixel are in a proportional relationship, if the sensitivity ratio for each scintillator element is determined in advance, the scintillator is used to separate each position where the separation in the peak separation process has failed. The boundary can be determined so that the sensitivity ratio for each element matches the sum ratio of pixels in the peak region.
  • the signal strengths are compared to obtain respective local minimum values, the positions of the local minimum values are drawn as boundaries, and the respective positions may be separated by the boundaries.
  • Each local maximum value may be obtained by comparison, and the position of each local maximum value may be drawn as a boundary, and each position may be separated by the boundary.
  • the peak is considered as the maximum, the position of the minimum value almost coincides with the boundary, so that the position of the minimum value is drawn as a boundary as in the former, and each position is separated by the boundary.
  • the radiation detection apparatus of the present invention includes a radiation detector including a radiation detector composed of a plurality of scintillator elements arranged one-dimensionally, two-dimensionally or three-dimensionally, and an optical sensor optically coupled thereto.
  • a two-dimensional position map representing a two-dimensional position map in which the signal intensity obtained by the optical sensor is two-dimensionally associated with the incident position of the radiation incident on the scintillator element.
  • Storage means for storing a table in which each position is associated with each scintillator element; and arithmetic processing means for performing arithmetic processing for calibrating the two-dimensional position map, the calibrated two-dimensional position map;
  • the radiation detection position is identified by discriminating the incident position based on the detection result of the radiation, and the arithmetic processing means determines the peak of the signal intensity.
  • a peak separation step of drawing a boundary and separating each position by the boundary, and the number of peaks that failed to be separated in the peak separation step by connecting a plurality of the peaks, and the spatial periodicity of the peak And a number determination step that is used and determined, and performing arithmetic processing related to those steps.
  • the arithmetic processing means draws a boundary by the peak of the signal intensity and separates each position by the boundary, and the peak separation step by connecting a plurality of peaks. And a number determination step of determining the number of peaks that failed to be separated using the spatial periodicity of the peaks, and performing arithmetic processing related to those steps. If a plurality of peaks are connected and the separation in the above-described peak separation step fails, the number of failed peaks is determined using the peak spatial periodicity in the number determination step. The number of failed peaks can be determined by using periodicity, and the boundary can be easily determined. As a result, the incident position can also be easily distinguished, and the radiation detection position can be easily specified.
  • the boundary is drawn by the peak of the signal intensity, and each peak is separated by the boundary, and a plurality of peaks are connected.
  • a number determination step of determining the number of peaks that failed to be separated in the peak separation step by using the spatial periodicity of the peaks, and performing arithmetic processing related to those steps. If a plurality of peaks are connected and the separation in the above-described peak separation step fails, the number of failed peaks is determined using the peak spatial periodicity in the number determination step. The number of failed peaks can be determined by using periodicity, and the boundary can be easily determined.
  • FIG. 1 is a side view and block diagram of a PET (Positron Emission Tomography) apparatus according to an embodiment. It is a schematic perspective view of a gamma ray detector.
  • A) is a top view of a gamma ray detector
  • (b) is a side view of a gamma ray detector.
  • (A) is a plan view of a two-dimensional position map used for explanation when obtaining a minimum value along the row (x) direction, and (b) is used for explanation when obtaining a minimum value along the column (y) direction. It is a top view of a two-dimensional position map.
  • (A) is a plan view of a two-dimensional position map schematically showing a peak
  • (b) is a plan view of a two-dimensional position map expressing a sensitivity ratio for each scintillator element representing the spatial periodicity of the peak
  • (A) is a plan view of a two-dimensional position map schematically showing a peak when the target region is separated when the separation fails
  • (b) is a separation of the target region when the separation fails. It is a top view of the two-dimensional position map which expressed the sensitivity ratio for every scintillator element showing the spatial periodicity of the peak in the case of doing.
  • FIG. 1 is a side view and block diagram of a PET (Positron Emission Tomography) apparatus according to an embodiment
  • FIG. 2 is a schematic perspective view of a ⁇ -ray detector
  • FIG. 3A is a ⁇ -ray detector
  • FIG. 3B is a side view of the ⁇ -ray detector.
  • the PET apparatus includes a top plate 1 on which a subject M is placed as shown in FIG.
  • the top plate 1 is configured to move up and down and translate along the body axis Z of the subject M.
  • the subject M placed on the top 1 is scanned from the head to the abdomen and foot sequentially through the opening 2a of the gantry 2, which will be described later. Get the image. Note that there is no particular limitation on the scanned part and the scanning order of each part.
  • the PET apparatus includes a gantry 2 having an opening 2a and a ⁇ -ray detector 3.
  • the ⁇ -ray detector 3 is arranged in a ring shape so as to surround the body axis Z of the subject M, and is embedded in the gantry 2.
  • the ⁇ -ray detector 3 corresponds to the radiation detector in the present invention.
  • the PET apparatus includes a table driving unit 4, a controller 5, an input unit 6, an output unit 7, a memory unit 8, a position calculation circuit 9, a look-up table 10, a coincidence circuit 11, A configuration unit 12 and a two-dimensional position map calibration unit 13 are provided.
  • the top plate driving unit 6 is a mechanism for driving the top plate 1 so as to perform the above-described movement, and is configured by a motor or the like not shown.
  • the look-up table 10 corresponds to the storage means in the present invention
  • the two-dimensional position map calibration unit 13 corresponds to the arithmetic processing means in the present invention, and includes the gantry 2, the ⁇ -ray detector 3, the position calculation circuit 9, and the lookup.
  • the table 10, the coincidence counting circuit 11, and the two-dimensional position map calibration unit 13 constitute a radiation detection apparatus according to the present invention.
  • the controller 5 comprehensively controls each part constituting the PET apparatus according to the present embodiment.
  • the controller 5 includes a central processing unit (CPU).
  • the input unit 6 sends data and commands input by the operator to the controller 5.
  • the input unit 6 includes a pointing device represented by a mouse, a keyboard, a joystick, a trackball, a touch panel, and the like.
  • the output unit 7 includes a display unit represented by a monitor, a printer, and the like.
  • the memory unit 8 and the lookup table 10 are composed of storage media represented by ROM (Read-only Memory), RAM (Random-Access Memory), and the like.
  • the count value (count) simultaneously counted by the coincidence circuit 11 and the image processed by the reconstruction unit 12 are written and stored in the RAM, and are read from the RAM as necessary.
  • the center of gravity of an electric signal obtained by a photomultiplier tube 33 (see FIGS. 2 and 3) described later is calculated, and a scintillator of a scintillator block 31 (see FIGS. 2 and 3) described later is used.
  • a two-dimensional position map expressed in a two-dimensional manner corresponding to the element position is written and stored in the lookup table 10 as a table in which each position in the two-dimensional position map is associated with each scintillator element.
  • the two-dimensional position map is calibrated by the position map calibrating unit 13, it is read from the lookup table 10 and rewritten and calibrated.
  • the ROM stores in advance a program for performing various nuclear medicine diagnosis and arithmetic processing by the two-dimensional position map calibration unit 13, and the controller 5 executes the program to execute the nuclear medicine corresponding to the program.
  • the calculation process by the diagnosis and the two-dimensional position map calibration unit 13 is performed.
  • the reconstruction unit 12 and the two-dimensional position map calibration unit 13 are input by a program stored in a ROM of a storage medium represented by the memory unit 8 or the like described above, or by a pointing device represented by the input unit 6 or the like, for example. This is realized by the controller 5 executing the instruction.
  • the ⁇ -rays generated from the subject M to which the radiopharmaceutical is administered are converted into light by the scintillator block 31 (see FIGS. 2 and 3) of the ⁇ -ray detector 3, and the converted light is converted into the ⁇ -ray detector.
  • the photomultiplier tube 3 (PMT: Photo Multiplier Tube) 32 (see FIGS. 2 and 3) is multiplied and converted into an electric signal.
  • the electric signal is sent to the position calculation circuit 9 as image information (pixel value, that is, a count value simultaneously counted by the ⁇ -ray detector 3).
  • the position calculation circuit 9 refers to the look-up table 10 at the time of nuclear medicine diagnosis, and refers to the two-dimensional position map to determine which scintillator element of the scintillator block 31 (see FIGS. 2 and 3) has the counted value. It is determined whether it is incident at. Specifically, the center of gravity is calculated for each incident to obtain the incident position on the scintillator element. The obtained incident position and count value (image information) are sent to the coincidence counting circuit 11.
  • the coincidence circuit 11 checks the position of the scintillator block 31 (see FIG. 2 and FIG. 3) (more specifically, the incident position on the scintillator element) and the incident timing of the ⁇ -ray, and 2 on both sides of the subject M. Only when ⁇ rays are simultaneously incident on the two scintillator blocks 31, the sent image information is determined as appropriate data. When ⁇ rays are incident only on one scintillator block 31, the coincidence counting circuit 11 rejects.
  • the image information sent to the coincidence circuit 11 is sent to the reconstruction unit 12 as projection data.
  • the reconstruction unit 12 reconstructs the projection data to obtain an image of the subject M.
  • the image is sent to the output unit 7 via the controller 5. In this manner, nuclear medicine diagnosis is performed based on the image obtained by the reconstruction unit 12.
  • the ⁇ -ray detector 3 includes a scintillator block 31 composed of a plurality of scintillator elements, and a photomultiplier tube (hereinafter simply referred to as “PMT”) optically coupled to the scintillator block 31. ”Is abbreviated as“ ”.
  • Each scintillator element constituting the scintillator block 31 converts ⁇ rays into light by emitting light with the incidence of ⁇ rays. By this conversion, the scintillator element detects ⁇ rays. The light emitted from the scintillator element is sufficiently diffused by the scintillator block 31 and input to the PMT 32.
  • the PMT 32 multiplies the light converted by the scintillator block 31 and converts it into an electrical signal.
  • the electric signal is sent as image information (pixel value) to the position calculation circuit 9 (see FIG. 1) and further to the coincidence counting circuit 11 (see FIG. 1) as described above.
  • the scintillator elements constituting the scintillator block 31 correspond to the scintillator elements in the present invention
  • the photomultiplier tube (PMT) 32 corresponds to the photosensor in the present invention.
  • the size of each ⁇ -ray detector 3 is not limited to this.
  • a ⁇ -ray detector 3 including a scintillator block 31 in which scintillator elements are arranged in 32 ⁇ 32 ⁇ 4 layers and a PMT 32 having a 16 ⁇ 16 multi-anode is used.
  • the number of scintillator elements constituting the scintillator block 31 and the number of multi-anodes of the PMT 32 are not particularly limited.
  • FIG. 4A is a plan view of a two-dimensional position map for explanation when obtaining a minimum value along the row (x) direction
  • FIG. 4B is a minimum along the column (y) direction
  • FIG. 5A is a plan view of a two-dimensional position map schematically showing peaks
  • FIG. 5B is a plan view of a two-dimensional position map used for explanation when obtaining values.
  • FIG. 6A is a plan view of a two-dimensional position map that represents the sensitivity ratio for each scintillator element that represents the spatial periodicity of FIG. 6, and
  • FIG. 6B is a plan view schematically showing a two-dimensional position map, and FIG.
  • FIG. 6B shows the sensitivity for each scintillator element representing the spatial periodicity of the peak when the target region is separated when the separation fails.
  • FIG. 7 is a plan view of a two-dimensional position map showing a ratio.
  • FIG. 8 is a plan view of a two-dimensional position map for explaining the determination of the boundary when separating the target area when defeating.
  • FIG. 8 shows the boundary when the target area is separated when the separation fails. It is a top view of the two-dimensional position map which described the sensitivity ratio with which it uses for the description to determine.
  • Input a 2D position map (see Fig. 9).
  • a Na-22 radiation source is uniformly irradiated from above the ⁇ -ray detector 3 to obtain a two-dimensional position map, and then the region is divided. The entire map is labeled with scintillator element position numbers to create a table, which is written and stored in the lookup table 10.
  • the two-dimensional position map is an image of 1024 ⁇ 1024 pixels (pixels)
  • the look-up table (LUT) has the position numbers of the scintillator elements in an array of 1024 ⁇ 1024. That is, in the lookup table (LUT), each position (1024 ⁇ 1024 pixels) in the two-dimensional position map is associated with each scintillator element.
  • the scintillator block 31 (that is, crystal block) constituting the ⁇ -ray detector 3 is manufactured by assembling a large number (32 ⁇ 32 ⁇ 4 in this embodiment) of scintillator elements (that is, small crystals).
  • the number of pixel value peaks is determined by the total number of small crystals constituting the crystal block.
  • the total number of peaks among the rows and columns constituting the two-dimensional position map, the number along the row direction is N X and the number along the column direction is N Y. Therefore, the total number of peaks is N X ⁇ N Y. Further, as shown in FIG.
  • the density (pixel value) of the peak Peak changes spatially, which is derived from the fact that the sensitivity differs for each layer of the block. It depends on whether it is composed of small crystals.
  • the period / number of layers is t.
  • pixel values that are signal intensities are compared to determine respective local minimum values or local maximum values, and the positions of these local minimum values or local maximum values are drawn as boundaries, and each position is determined by the boundary. Isolate.
  • FIG. 4 (b) along with defining drawing boundaries seeking a minimum value along each line L X each parallel to the line (x) direction as shown in FIG. 4 (a), shown in FIG. 4 (b) determined by drawing a boundary seeking a minimum value along each line L Y of parallel each to the column (y) direction as.
  • a graph G X (that is, a pixel value profile in the row direction) is created with the line L X as the horizontal axis and the pixel value as the vertical axis. Then, it extracts a point which is a minimum value in the graph G X (shown in FIG. 4, " ⁇ ").
  • Draw boundaries B X at positions corresponding to the minimum value with respect to the line L X of interest. Assume that M X peaks are extracted in the row (x) direction by separating each position by the boundary B X.
  • FIG. 4A a graph G X (that is, a pixel value profile in the row direction) is created with the line L X as the horizontal axis and the pixel value as the vertical axis. Then, it extracts a point which is a minimum value in the graph G X (shown in FIG. 4, " ⁇ ").
  • Draw boundaries B X at positions corresponding to the minimum value with respect to the line L X of interest. Assume that M X
  • a graph G Y (that is, a pixel value profile in the column direction) is created with the line LY as the horizontal axis and the pixel value as the vertical axis. Then, it extracts a point which is a minimum value in the graph G X (shown in FIG. 4, " ⁇ ").
  • Draw boundary B Y at a position corresponding to a minimum value with respect to the line L Y of interest.
  • M Y-number of peaks in the column (y) direction separates the position of each through the boundary B Y is extracted. From the above, M X ⁇ M Y peaks are extracted (M X ⁇ N X , M Y ⁇ N Y ). This separation operation corresponds to the peak separation step in the present invention.
  • the sensitivity ratio and the pixel value are in a proportional relationship, if the sensitivity ratio for each scintillator element is obtained in advance, the pattern of the sensitivity ratio and the shading (pixel value) of the image And the number of peaks can be determined.
  • the sensitivity ratio changes spatially as shown in FIG. 5B, and the shading (pixel value) of the image also changes spatially as shown in FIG. 5A.
  • t 4
  • the sensitivity ratio of the first layer is r1
  • the sensitivity ratio of the second layer is r2
  • the sensitivity ratio of the third layer is r3
  • the sensitivity ratio of the fourth layer is r4.
  • the sensitivity ratio and the density of the separated image shown in FIG. 5A correspond to each other. Therefore, the number of peaks that have failed to be separated can be determined using the spatial periodicity of the peaks.
  • the sensitivity ratio for each scintillator element may be obtained in advance by experiment, or r1, r2, r3, r4 obtained from the sensitivity ratio at the center of the two-dimensional position map M may be used.
  • the left peak is re-separated when the separation fails will be described with reference to FIG.
  • the target region is indicated by a thick frame in FIGS.
  • two peaks Peak are also crushed due to the connection in the up and down direction. Assume that it has been determined.
  • the sensitivity ratio of the target region T when the separation fails is as shown in FIG. 6B, and the sensitivity ratio of the target region T when the separation fails is (r2). , R1, r1, r2, r1, r1).
  • the boundary (boundary B X in the case of FIGS. 6 to 8) at the target region T (the left end in FIGS. 6 to 8) when the separation fails is once erased. .
  • the left side N L ′ and the right side N R ′ were used.
  • boundaries are determined from empirically known sensitivity ratios, and the respective positions where the separation fails are separated, so that N L ′ at the ends are separated. , N R ′ peaks are separated.
  • a thick line is inserted so as to divide the target region T into left and right when the separation fails.
  • the thick line dividing the region T on the left and right is moved left and right in the direction of the arrow in FIG. 7 to re-separate the thick line where the sensitivity ratio and the sum ratio of the pixels in the peak region match. Determine as the boundary to be.
  • the two-dimensional position map calibration unit 13 reads out from the lookup table 10 and rewrites and calibrates the two-dimensional position map to create a lookup table.
  • Radiation detection apparatus (gantry 2, ⁇ -ray detector 3, position calculation circuit 9, lookup table 10, coincidence counting circuit 11, and two-dimensional position map calibration provided in the PET apparatus according to the present embodiment having the above-described configuration.
  • the two-dimensional position map calibration unit 13 draws a boundary by the peak of the pixel value as the signal intensity, and separates each position by the boundary. If separation fails due to a plurality of peaks connected, the number of failed peaks is determined using the spatial periodicity of the peaks. Therefore, the number of failed peaks can be determined by using the peak spatial periodicity, and the boundary can be easily determined. As a result, the incident position can also be easily distinguished, and the detection position of radiation (gamma rays in the present embodiment) can be easily identified.
  • each position where the separation has failed is separated by defining a boundary so that the sensitivity ratio for each scintillator element matches the sum ratio of the pixels in the peak region.
  • the sensitivity ratio and the pixel are in a proportional relationship, if the sensitivity ratio for each scintillator element is determined in advance, the sensitivity ratio for each scintillator element is separated in order to separate each position where the separation failed. It is possible to define the boundary so that the sum ratio of the pixels in the peak region matches.
  • pixel values that are signal intensities are compared to determine respective local minimum values or local maximum values, and the positions of those local minimum values or local maximum values are drawn as boundaries, and the respective positions are separated by the boundaries. is doing.
  • the peak is considered as the maximum, the position of the minimum value almost coincides with the boundary, so that the position of the minimum value is drawn as a boundary as shown in FIG. 4, and each position is separated by the boundary.
  • the present invention is not limited to the above embodiment, and can be modified as follows.
  • the PET apparatus has been described as an example of the nuclear medicine diagnosis apparatus provided with the radiation detection apparatus.
  • the present invention detects tomographic images of a subject by detecting a single gamma ray. It can also be applied to a SPECT (Single-Photon-Emission-CT) apparatus that reconfigures the image.
  • SPECT Single-Photon-Emission-CT
  • the present invention can also be applied to a PET-CT apparatus that combines a PET apparatus and a CT apparatus. Further, the present invention can also be applied to radiation other than ⁇ (for example, ⁇ rays and ⁇ rays).
  • the DOI detector is composed of a plurality of scintillator elements arranged three-dimensionally, but is also applied to a radiation detector composed of a plurality of scintillator elements arranged two-dimensionally or three-dimensionally. can do.
  • a photomultiplier tube (PMT) has been described as an example of the photosensor.
  • any photosensor optically coupled to the scintillator element may be an avalanche photodiode or silicon photomultiplier. It is not particularly limited as exemplified by the prior.

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Abstract

　この発明の放射線検出装置は、演算処理手段は、信号強度のピークによって境界を描いて、その境界によって各々の位置を分離し、複数のピークが連結することで分離に失敗したピークの個数を、ピークの空間周期性を用いて判定する演算処理を行う。もし、複数のピークが連結することで上述した分離に失敗したら、その失敗したピークの個数を、ピークの空間周期性を用いて判定するので、ピークの空間周期性を用いることで失敗したピークの個数を判定することができ、境界を簡易に定めることができる。その結果、入射位置も簡易に弁別することができ、放射線の検出位置を簡易に特定することができる。

Description

２次元位置マップ校正方法および放射線検出装置
　この発明は、複数のシンチレータ素子と、それらに光学的に結合された光センサとで構成された放射線検出器で放射線を検出する際に用いられる２次元位置マップを校正する２次元位置マップ校正方法および放射線検出装置に関する。
　核医学診断装置、すなわちＥＣＴ(Emission Computed Tomography)装置として、ＰＥＴ(Positron Emission Tomography)装置を例に採って説明する。ＰＥＴ装置は、陽電子（Positron）、すなわちポジトロンの消滅によって発生する複数本のγ線を検出して複数個の検出器でγ線を同時に検出したときのみ被検体の断層画像を再構成するように構成されている。
　具体的には、陽電子放出核種を含んだ放射性薬剤を被検体内に投与して、投与された被検体内から放出される511KeVの対消滅γ線を多数の検出素子（例えばシンチレータ）群からなる検出器で検出する。そして、２つの検出器で一定時間内にγ線を検出した場合に同時に検出したとして、それを一対の対消滅γ線として計数し、さらに対消滅発生地点を、検出した検出器対の直線上と特定する。このような同時計数情報を蓄積して再構成処理を行って、陽電子放出核種分布画像（すなわち断層画像）を得る。
　このとき、検出器においてより一層詳しいγ線の入射位置を得るためにシンチレータの数を増やし、位置検出のできる光電子増倍管(PMT: Photo Multiplier Tube)と組み合わせ、γ線の入射位置を個々のシンチレータ素子として弁別することでγ線の検出精度を高めて、断層画像の画像分解能を向上させる。そこで、シンチレータの数を増やして弁別能力を高める。特に、近年、深さ方向にもシンチレータを積層することで、相互作用を起こした深さ方向の光源位置(DOI: Depth of Interaction)を弁別することができるＤＯＩ検出器が開発されている。
　γ線の入射位置を弁別するには、予め作成された２次元位置マップを用いる。２次元位置マップは、位置検出型の光電子増倍管などに代表される光センサで得られた電気信号を重心演算することにより、各γ線を検出したイベントに対する２次元座標（Ｘ，Ｙ）として算出する作業を行うことで描かれる。さらに、この２次元位置マップは、検出器に均一な並行ビームのγ線を照射し、γ線を検出させながら上述した作業を繰り返し、２次元座標を２次元平面上に積算させたものである。これらは各シンチレータ素子（結晶素子）位置に応じたピークを持つ分布として描かれる。図９では、深さ方向にシンチレータが４層積層されたＤＯＩ検出器の場合の２次元位置マップであり、白丸（図９では「○」で図示）で示す位置は１層目（図９では「1st Layer」で表記）のシンチレータ、白の菱形で示す位置は２層目（図９では「2nd Layer」で表記）のシンチレータ、白の二重八角形で示す位置は３層目（図９では「3rd Layer」で表記）のシンチレータ、白の方形（図９では「□」で図示）で示す位置は４層目（図１０では「4th Layer」で表記）のシンチレータを示す。２次元位置マップの各位置と、各々のシンチレータとを対応させたルックアップテーブル（LUT: Look Up Table）を参照するとともに、２次元位置マップを参照することで、実際に入射されたγ線の入射位置を弁別することができる。
　ところで、ＤＯＩ検出器のように３次元に配置された複数のシンチレータを備えている場合には、２次元位置マップにおいて位置が重ならないように、隣接するシンチレータ間に光反射材や光透過材などを組み合わせて拡散するようにしている。さらに、弁別能力をより一層高めるために、統計的クラスタリング処理を行って、２次元位置マップを校正する手法が紹介されている（例えば、特許文献１参照）。
　実際の２次元位置マップでは、格子状に信号強度のピークが現れる。そのピークが２次元位置マップの各位置（行、列）のいずれに属するかがわかれば、シンチレータブロック（結晶ブロック）内のいずれのシンチレータ素子（結晶）に入射されて、その結晶で発光した光であるのかを弁別することができる。したがって、境界を定めることで２次元位置マップ全体を各ピークの勢力範囲に領域分割することが必要となる、結果として、光センサの画面上の各点はいずれかのピークの勢力範囲となる。
特開２００５－４３１０４号公報
　しかしながら、１つの検出器は数100～数1000の結晶（シンチレータ素子）から構成され、画像上に同数のピークが現れる。２次元位置マップの境界を手動で入力するのは、多大な手間を要する。したがって、自動化で境界を定めるのが望ましいが、２次元位置マップ周辺部ではピークが十分に分離せずに、境界の判定を誤ることが多い。
　この発明は、このような事情に鑑みてなされたものであって、境界を簡易に定めることができる２次元位置マップ校正方法および放射線検出装置を提供することを目的とする。
　この発明は、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、この発明の２次元位置マップ校正方法は、１次元，２次元あるいは３次元に配置された複数のシンチレータ素子と、それらに光学的に結合された光センサとで構成された放射線検出器を検出する際に用いられる、前記光センサで得られた信号強度を前記シンチレータ素子に入射された前記放射線の入射位置に対応させて２次元状に表した２次元位置マップを校正する２次元位置マップ校正方法であって、前記信号強度のピークによって境界を描いて、その境界によって各々の位置を分離するピーク分離工程と、複数の前記ピークが連結することで前記ピーク分離工程での分離に失敗したピークの個数を、前記ピークの空間周期性を用いて判定する個数判定工程とを備えていることを特徴とするものである。
　この発明の２次元位置マップ校正方法によれば、ピーク分離工程では、信号強度のピークによって境界を描いて、その境界によって各々の位置を分離する。もし、複数のピークが連結することで上述したピーク分離工程での分離に失敗したら、その失敗したピークの個数を、個数判定工程では、ピークの空間周期性を用いて判定する。したがって、ピークの空間周期性を用いることで失敗したピークの個数を判定することができ、境界を簡易に定めることができる。
　この発明の２次元位置マップ校正方法では、シンチレータ素子ごとの感度比とピーク領域内の画素の総和比とが一致するように境界を定めることで、上述したピーク分離工程での分離に失敗した各々の位置を分離する境界決定工程を備えるのが好ましい。感度比と画素とが比例関係にあることを利用して、もし、シンチレータ素子ごとの感度比が予め求まっていれば、ピーク分離工程での分離に失敗した各々の位置を分離するために、シンチレータ素子ごとの感度比とピーク領域内の画素の総和比とが一致するように境界を定めることが可能である。
　上述した分離工程では、信号強度を比較して各々の極小値をそれぞれ求めて、それらの極小値の位置を境界として描いて、その境界によって各々の位置を分離してもよいし、信号強度を比較して各々の極大値をそれぞれ求めて、それらの極大値の位置を境界として描いて、その境界によって各々の位置を分離してもよい。ピークを極大と考えた場合には、極小値の位置が境界にほぼ一致するので、前者のように、極小値の位置を境界として描いて、その境界によって各々の位置を分離する。
　また、この発明の放射線検出装置は、１次元，２次元あるいは３次元に配置された複数のシンチレータ素子と、それらに光学的に結合された光センサとで構成された放射線検出器を備えた放射線検出装置であって、前記光センサで得られた信号強度を前記シンチレータ素子に入射された前記放射線の入射位置に対応させて２次元状に表した２次元位置マップについて、その２次元位置マップにおける各位置と各々のシンチレータ素子とを対応させたテーブルを記憶する記憶手段と、前記２次元位置マップを校正するための演算処理を行う演算処理手段とを備え、前記校正された２次元位置マップと放射線の検出結果とに基づいて前記入射位置を弁別することで放射線の検出位置を特定し、前記演算処理手段は、前記信号強度のピークによって境界を描いて、その境界によって各々の位置を分離するピーク分離工程と、複数の前記ピークが連結することで前記ピーク分離工程での分離に失敗したピークの個数を、前記ピークの空間周期性を用いて判定する個数判定工程とを備え、それらの工程に関する演算処理を行うことを特徴とするものである。
　この発明の放射線検出装置によれば、演算処理手段は、信号強度のピークによって境界を描いて、その境界によって各々の位置を分離するピーク分離工程と、複数のピークが連結することでピーク分離工程での分離に失敗したピークの個数を、ピークの空間周期性を用いて判定する個数判定工程とを備え、それらの工程に関する演算処理を行う。もし、複数のピークが連結することで上述したピーク分離工程での分離に失敗したら、その失敗したピークの個数を、個数判定工程では、ピークの空間周期性を用いて判定するので、ピークの空間周期性を用いることで失敗したピークの個数を判定することができ、境界を簡易に定めることができる。その結果、入射位置も簡易に弁別することができ、放射線の検出位置を簡易に特定することができる。
　この発明に係る２次元位置マップ校正方法および放射線検出装置によれば、信号強度のピークによって境界を描いて、その境界によって各々の位置を分離するピーク分離工程と、複数のピークが連結することでピーク分離工程での分離に失敗したピークの個数を、ピークの空間周期性を用いて判定する個数判定工程とを備え、それらの工程に関する演算処理を行う。もし、複数のピークが連結することで上述したピーク分離工程での分離に失敗したら、その失敗したピークの個数を、個数判定工程では、ピークの空間周期性を用いて判定するので、ピークの空間周期性を用いることで失敗したピークの個数を判定することができ、境界を簡易に定めることができる。
実施例に係るＰＥＴ(Positron Emission Tomography)装置の側面図およびブロック図である。 γ線検出器の概略斜視図である。 （ａ）はγ線検出器の平面図、（ｂ）はγ線検出器の側面図である。 （ａ）は行（ｘ）方向に沿って極小値を求めるときの説明に供する２次元位置マップの平面図、（ｂ）は列（ｙ）方向に沿って極小値を求めるときの説明に供する２次元位置マップの平面図である。 （ａ）はピークを模式的に示した２次元位置マップの平面図、（ｂ）はピークの空間周期性を表したシンチレータ素子ごとの感度比を表記した２次元位置マップの平面図である。 （ａ）は分離に失敗したときに対象となる領域を分離する場合のピークを模式的に示した２次元位置マップの平面図、（ｂ）は分離に失敗したときに対象となる領域を分離する場合のピークの空間周期性を表したシンチレータ素子ごとの感度比を表記した２次元位置マップの平面図である。 分離に失敗したときに対象となる領域を分離する場合の境界を定める説明に供する２次元位置マップの平面図である。 （ａ）、（ｂ）は分離に失敗したときに対象となる領域を分離する場合の境界を定める説明に供する感度比を表記した２次元位置マップの平面図である。 深さ方向にシンチレータが４層積層されたＤＯＩ検出器の場合の２次元位置マップの平面図である。
符号の説明
　３　…　γ線検出器
　１０　…　ルックアップテーブル
　１３　…　２次元位置マップ校正部
　３１　…　シンチレータブロック
　３２　…　光電子増倍管（ＰＭＴ）
　Ｍ　…　２次元位置マップ
　以下、図面を参照してこの発明の実施例を説明する。図１は、実施例に係るＰＥＴ(Positron Emission Tomography)装置の側面図およびブロック図であり、図２は、γ線検出器の概略斜視図であり、図３（ａ）は、γ線検出器の平面図、図３（ｂ）は、γ線検出器の側面図である。
　本実施例に係るＰＥＴ装置は、図１に示すように、被検体Ｍを載置する天板１を備えている。この天板１は、上下に昇降移動、被検体Ｍの体軸Ｚに沿って平行移動するように構成されている。このように構成することで、天板１に載置された被検体Ｍは、後述するガントリ２の開口部２ａを通って、頭部から順に腹部、足部へと走査されて、被検体Ｍの画像を得る。なお、走査される部位や各部位の走査順序については特に限定されない。
　天板１の他に、本実施例に係るＰＥＴ装置は、開口部２ａを有したガントリ２と、γ線検出器３とを備えている。γ線検出器３は、被検体Ｍの体軸Ｚ周りを取り囲むようにしてリング状に配置されており、ガントリ２内に埋設されている。γ線検出器３は、この発明における放射線検出器に相当する。
　その他にも、本実施例に係るＰＥＴ装置は、天板駆動部４とコントローラ５と入力部６と出力部７とメモリ部８と位置演算回路９とルックアップテーブル１０と同時計数回路１１と再構成部１２と２次元位置マップ校正部１３とを備えている。天板駆動部６は、天板１の上述した移動を行うように駆動する機構であって、図示を省略するモータなどで構成されている。ルックアップテーブル１０は、この発明における記憶手段に相当し、２次元位置マップ校正部１３は、この発明における演算処理手段に相当し、ガントリ２，γ線検出器３，位置演算回路９，ルックアップテーブル１０，同時計数回路１１および２次元位置マップ校正部１３で、この発明における放射線検出装置を構成する。
　コントローラ５は、本実施例に係るＰＥＴ装置を構成する各部分を統括制御する。コントローラ５は、中央演算処理装置（ＣＰＵ）などで構成されている。
　入力部６は、オペレータが入力したデータや命令をコントローラ５に送り込む。入力部６は、マウスやキーボードやジョイスティックやトラックボールやタッチパネルなどに代表されるポインティングデバイスで構成されている。出力部７はモニタなどに代表される表示部やプリンタなどで構成されている。
　メモリ部８およびルックアップテーブル１０は、ＲＯＭ（Read-only Memory）やＲＡＭ（Random-Access Memory）などに代表される記憶媒体で構成されている。本実施例では、同時計数回路１１で同時計数された計数値（カウント）や、再構成部１２で処理された画像などについてはＲＡＭに書き込んで記憶し、必要に応じてＲＡＭから読み出す。特に、本実施例では、後述する光電子増倍管３３（図２、図３を参照）で得られた電気信号を重心演算し、後述するシンチレータブロック３１（図２、図３を参照）のシンチレータ素子位置に対応させて２次元状に表した２次元位置マップについて、その２次元位置マップにおける各位置と各々のシンチレータ素子とを対応させたテーブルとしてルックアップテーブル１０に書き込んで記憶し、２次元位置マップ校正部１３による２次元位置マップの校正時にルックアップテーブル１０から読み出して、２次元位置マップを書き換えて校正する。ＲＯＭには、各種の核医学診断や２次元位置マップ校正部１３による演算処理を行うためのプログラム等を予め記憶しており、そのプログラムをコントローラ５が実行することでそのプログラムに応じた核医学診断や２次元位置マップ校正部１３による演算処理をそれぞれ行う。
　再構成部１２と２次元位置マップ校正部１３とは、例えば上述したメモリ部８などに代表される記憶媒体のＲＯＭに記憶されたプログラムあるいは入力部６などに代表されるポインティングデバイスで入力された命令をコントローラ５が実行することで実現される。
　放射性薬剤が投与された被検体Ｍから発生したγ線をγ線検出器３のシンチレータブロック３１（図２、図３を参照）が光に変換して、変換されたその光をγ線検出器３の光電子増倍管(PMT: Photo Multiplier Tube)３２（図２、図３を参照）は増倍させて電気信号に変換する。その電気信号を画像情報（画素値、すなわちγ線検出器３で同時計数されたカウント値）として位置演算回路９に送り込む。
　位置演算回路９は、核医学診断時にルックアップテーブル１０を参照するとともに、２次元位置マップを参照して、計数されたカウント値がシンチレータブロック３１（図２、図３を参照）のどのシンチレータ素子で入射されたのかを判定する。具体的には、入射するたびに重心演算を行ってシンチレータ素子への入射位置を求める。求められた入射位置およびカウント値（画像情報）を同時計数回路１１に送り込む。
　具体的には、被検体Ｍに放射性薬剤を投与すると、ポジトロン放出型のＲＩのポジトロンが消滅することにより、２本のγ線が発生する。同時計数回路１１は、シンチレータブロック３１（図２、図３を参照）の位置（より詳しくはシンチレータ素子への入射位置）とγ線の入射タイミングとをチェックし、被検体Ｍの両側にある２つのシンチレータブロック３１でγ線が同時に入射したときのみ、送り込まれた画像情報を適正なデータと判定する。一方のシンチレータブロック３１のみにγ線が入射したときには、同時計数回路１１は棄却する。
　同時計数回路１１に送り込まれた画像情報を投影データとして再構成部１２に送り込む。再構成部１２は、その投影データを再構成して被検体Ｍの画像を求める。画像を、コントローラ５を介して出力部７に送り込む。このようにして、再構成部１２で得られた画像に基づいて核医学診断を行う。
　γ線検出器３は、図２、図３に示すように複数のシンチレータ素子からなるシンチレータブロック３１と、そのシンチレータブロック３１に対して光学的に結合された光電子増倍管（以下、単に「ＰＭＴ」と略記する）３２とを備えている。シンチレータブロック３１を構成する各シンチレータ素子は、γ線の入射に伴って発光することでγ線から光に変換する。この変換によってシンチレータ素子はγ線を検出する。シンチレータ素子において発光した光がシンチレータブロック３１で十分に拡散されて、ＰＭＴ３２に入力される。ＰＭＴ３２は、シンチレータブロック３１で変換された光を増倍させて電気信号に変換する。その電気信号は、上述したように画像情報（画素値）として位置演算回路９（図１を参照）、さらには同時計数回路１１（図１を参照）に送り込まれる。シンチレータブロック３１を構成するシンチレータ素子は、この発明におけるシンチレータ素子に相当し、光電子増倍管（ＰＭＴ）３２は、この発明における光センサに相当する。
　図３に示すように、シンチレータ素子の一辺をＬ１とするとともに、シンチレータ素子の高さをＬ２とし、シンチレータブロック３１の高さをＬ３とし、ＰＭＴ３２の横方向の幅をＬ４とし、ＰＭＴ３２の奥行き方向の幅をＬ５とし、ＰＭＴ３２の高さをＬ６とする。本実施例では、Ｌ１＝1.45mm，Ｌ２＝4.5mm，Ｌ３＝18mm，Ｌ４＝52mm，Ｌ５＝49.5mm，Ｌ６＝12.4mmのγ線検出器３を用いている。もちろん、γ線検出器３の各々のサイズは、これに限定されない。また、本実施例では、シンチレータ素子を32×32×4層並べたシンチレータブロック３１と、16×16のマルチアノードを有するＰＭＴ３２とを備えたγ線検出器３を用いている。シンチレータブロック３１を構成するシンチレータ素子の数やＰＭＴ３２のマルチアノードの数についても特に限定されない。
　次に、２次元位置マップ校正部１３による演算処理について、図４～図８を参照して説明する。図４（ａ）は、行（ｘ）方向に沿って極小値を求めるときの説明に供する２次元位置マップの平面図であり、図４（ｂ）は、列（ｙ）方向に沿って極小値を求めるときの説明に供する２次元位置マップの平面図であり、図５（ａ）は、ピークを模式的に示した２次元位置マップの平面図であり、図５（ｂ）は、ピークの空間周期性を表したシンチレータ素子ごとの感度比を表記した２次元位置マップの平面図であり、図６（ａ）は、分離に失敗したときに対象となる領域を分離する場合のピークを模式的に示した２次元位置マップの平面図であり、図６（ｂ）は、分離に失敗したときに対象となる領域を分離する場合のピークの空間周期性を表したシンチレータ素子ごとの感度比を表記した２次元位置マップの平面図であり、図７は、分離に失敗したときに対象となる領域を分離する場合の境界を定める説明に供する２次元位置マップの平面図であり、図８は、分離に失敗したときに対象となる領域を分離する場合の境界を定める説明に供する感度比を表記した２次元位置マップの平面図である。
　２次元位置マップを入力する（図９を参照）。具体的には、実際の核医学診断を行う前に、予め、Ｎａ－２２線源をγ線検出器３の上方から一様照射して２次元位置マップを得た後、領域分割を行い、マップ全体をシンチレータ素子の位置番号にラベリングしてテーブルを作成して、ルックアップテーブル１０に書き込んで記憶する。本実施例では、２次元位置マップは、1024×1024画素（ピクセル）の画像とし、ルックアップテーブル（ＬＵＴ）は1024×1024の配列にシンチレータ素子の位置番号を有する。つまり、ルックアップテーブル（ＬＵＴ）では、２次元位置マップにおける各位置（1024×1024画素）と各々のシンチレータ素子とを対応させている。
　γ線検出器３を構成するシンチレータブロック３１（すなわち結晶ブロック）は、多数（本実施例では32×32×4）のシンチレータ素子（すなわち小結晶）を組み立てて製作される。画素値のピークの個数は結晶ブロックを構成する小結晶の総数によって決まる。以下、ピーク総数について、２次元位置マップを構成する行・列のうち、行方向に沿った個数をＮＸとするとともに、列方向に沿った個数をＮＹとする。したがって、ピーク総数はＮＸ×ＮＹとなる。また、図５（ａ）に示すようにピークＰｅａｋの濃淡（画素値）が空間周期的に変化しているが、これはブロックの層毎に感度が異なることに由来し、その周期は何層の小結晶から構成されているのかに依存している。以下、この周期・層数をｔとする。本実施例の場合には、上述したようにＮＸ＝ＮＹ＝６４，ｔ＝４である。
　２次元位置マップＭにおいて、信号強度である画素値を比較して各々の極小値あるいは極大値をそれぞれ求めて、それらの極小値あるいは極大値の位置を境界として描いて、その境界によって各々の位置を分離する。本実施例では、図４（ａ）に示すように行（ｘ）方向に平行な各々のラインＬＸにそれぞれ沿って極小値を求めて境界を描いて定めるとともに、図４（ｂ）に示すように列（ｙ）方向に平行な各々のラインＬＹにそれぞれ沿って極小値を求めて境界を描いて定める。
　具体的には、図４（ａ）に示すようにラインＬＸを横軸として、画素値を縦軸としたグラフＧＸ（すなわち行方向の画素値のプロファイル）を作成する。そして、そのグラフＧＸで極小値となっている点（図４では「●」で図示）を抽出する。対象となっているラインＬＸに対して極小値に相当する位置に境界ＢＸを描く。この境界ＢＸによって各々の位置を分離して行（ｘ）方向にＭＸ個のピークが抽出されたとする。同様に、図４（ｂ）に示すようにラインＬＹを横軸として、画素値を縦軸としたグラフＧＹ（すなわち列方向の画素値のプロファイル）を作成する。そして、そのグラフＧＸで極小値となっている点（図４では「●」で図示）を抽出する。対象となっているラインＬＹに対して極小値に相当する位置に境界ＢＹを描く。この境界ＢＹによって各々の位置を分離して列（ｙ）方向にＭＹ個のピークが抽出されたとする。以上より、ＭＸ×ＭＹ個のピークを抽出する（ＭＸ＜ＮＸ、ＭＹ＜ＮＹ）。この分離動作は、この発明におけるピーク分離工程に相当する。
　この分離によって、行方向の左右合わせて（ＮＸ－ＭＸ）個、また列方向の上下合わせて（ＮＹ－ＭＹ）個のピークが分離できていないことがわかる。つまり、（ＮＸ－ＭＸ）個、（ＮＹ－ＭＹ）個のピークがそれぞれ連結することで上述した分離が失敗したことがわかる。左右で分離に失敗したピークの個数の相違がｔ未満であると仮定すれば、濃淡（すなわち画素値）のパターンを照合することで、左右それぞれで分離に失敗したピークの個数（ＮＬ，ＮＲ）を判定することができる。上下それぞれで分離に失敗した場合も同様である。
　具体的には、感度比と画素値とが比例関係にあることを利用して、もし、シンチレータ素子ごとの感度比が予め求まっていれば、その感度比と画像の濃淡（画素値）のパターンとを照合することで、ピークの個数を判定することができる。感度比は、図５（ｂ）に示すように空間周期的に変化しており、上述した図５（ａ）に示すように画像の濃淡（画素値）も空間周期的に変化している。ｔ＝４の場合において１層目の感度比をｒ１とするとともに、２層目の感度比をｒ２とし、３層目の感度比をｒ３とし、４層目の感度比をｒ４とすると、その感度比と図５（ａ）に示す分離された画像の濃淡とが互いに対応する。したがって、分離に失敗したピークの個数を、ピークの空間周期性を用いて判定することができる。
　なお、シンチレータ素子ごとの感度比については、実験によって予め求めてもよいし、２次元位置マップＭの中央部の感度比から求められたｒ１，ｒ２，ｒ３，ｒ４を用いることもできる。
　図５（ａ）では、行（ｘ）方向に６２個のピークＰｅａｋが抽出されたときの図である。つまり、ＭＸ＝６２である。図５（ｂ）に示す４個周期を用いて、図５（ａ）のピークＰｅａｋを比較することで、図５（ａ）の場合には、端部の左右２個のピークＰｅａｋが連結により潰れてそれぞれ１個と判定されているのがわかる。同様に、図５（ａ）の場合には、上下２個のピークＰｅａｋが連結により潰れてそれぞれ１個と判定されているのがわかる。この判定動作は、この発明における個数判定工程に相当する。
　分離に失敗したときに左側のピークを再分離する場合を、図６を用いて説明する。対象となる領域について、図６～図８では太枠で図示するとともに、符号Ｔを付する。なお、説明の便宜上、図５と相違して、図６（ａ）では、分離に失敗したときに対象となる領域Ｔでは、上下方向にも２個のピークＰｅａｋが連結により潰れて１個と判定されているとする。なお、このときに、分離に失敗したときに対象となる領域Ｔの感度比は、図６（ｂ）に示すとおりであり、分離に失敗したときに対象となる領域Ｔの感度比は（ｒ２，ｒ１，ｒ１，ｒ２，ｒ１，ｒ１）である。
　分離に失敗したときに対象となる領域Ｔ（図６～図８では左側端部）での境界（図６～図８の場合には境界ＢＸ）を、図７に示すように一旦消去する。元から潰れていて分離できなかったピーク数と合わせて、左辺ＮＬ´，右辺ＮＲ´とする。端部のＮＬ´個，ＮＲ´個のピークについて、経験的にわかっている感度比から境界を定めて、分離に失敗した各々の位置を分離することで、端部のＮＬ´個，ＮＲ´個のピークを分離する。
　例えば、図７に示すように、分離に失敗したときに対象となる領域Ｔを左右に区切るように太線を挿入する。太線よりも左側のピーク領域内の画素の総和をΣＰＬとするとともに、太線よりも右側のピーク領域内の画素の総和をΣＰＲとする。感度比とピーク領域内の画素の総和比とが一致するように境界を定めることで、分離に失敗したときに対象となる領域Ｔについて各々の位置を分離してピークを分離する。そのためには、領域Ｔを左右に区切った太線を、図７中の矢印の方向に左右に動かして、感度比とピーク領域内の画素の総和比とが一致する場所での太線を、再分離すべき境界として決定する。
　例えば、図８（ａ）に示すように、感度比を（ｒ２＋ｒ２）：（ｒ１＋ｒ１＋ｒ１＋ｒ１）で分ける場合には、感度比とピーク領域内の画素の総和比とが一致するように、すなわちΣＰＬ：ΣＰＲ＝（ｒ２＋ｒ２）：（ｒ１＋ｒ１＋ｒ１＋ｒ１）となるように、図７に示すように領域Ｔを左右に区切った太線を左右に動かして太線である境界を定める。同様に、図８（ｂ）に示すように、感度比を（ｒ２＋ｒ２＋ｒ１＋ｒ１）：（ｒ１＋ｒ１）で分ける場合には、感度比とピーク領域内の画素の総和比とが一致するように、すなわちΣＰＬ：ΣＰＲ＝（ｒ２＋ｒ２＋ｒ１＋ｒ１）：（ｒ１＋ｒ１）となるように、図７に示すように領域Ｔを左右に区切った太線を動かして太線である境界を定める。また、領域Ｔを上下に区切った場合、図６～図８では、上下間では同じ感度比であるので、ΣＰＬ：ΣＰＲ＝１：１、すなわちΣＰＬ＝ΣＰＲとなるように領域Ｔを上下に区切った太線を上下に動かして太線である境界を定める。右側の場合も、上下側の場合も同様である。この太線（境界）の決定は、この発明における境界決定工程に相当する。
　以上の動作を行うことで、２次元位置マップ校正部１３はルックアップテーブル１０から読み出して、２次元位置マップを書き換えて校正することでルックアップテーブルを作成する。
　上述の構成を備えた本実施例に係るＰＥＴ装置に備えられた放射線検出装置（ガントリ２，γ線検出器３，位置演算回路９，ルックアップテーブル１０，同時計数回路１１および２次元位置マップ校正部１３）によれば、２次元位置マップ校正部１３は、信号強度として画素値のピークによって境界を描いて、その境界によって各々の位置を分離する。もし、複数のピークが連結することで分離に失敗したら、その失敗したピークの個数を、ピークの空間周期性を用いて判定する。したがって、ピークの空間周期性を用いることで失敗したピークの個数を判定することができ、境界を簡易に定めることができる。その結果、入射位置も簡易に弁別することができ、放射線（本実施例ではγ線）の検出位置を簡易に特定することができる。
　本実施例では、好ましくは、シンチレータ素子ごとの感度比とピーク領域内の画素の総和比とが一致するように境界を定めることで、分離に失敗した各々の位置を分離している。感度比と画素とが比例関係にあることを利用して、もし、シンチレータ素子ごとの感度比が予め求まっていれば、分離に失敗した各々の位置を分離するために、シンチレータ素子ごとの感度比とピーク領域内の画素の総和比とが一致するように境界を定めることが可能である。
　本実施例では、信号強度である画素値を比較して各々の極小値あるいは極大値をそれぞれ求めて、それらの極小値あるいは極大値の位置を境界として描いて、その境界によって各々の位置を分離している。ピークを極大と考えた場合には、極小値の位置が境界にほぼ一致するので、図４に示すように極小値の位置を境界として描いて、その境界によって各々の位置を分離する。
　この発明は、上記実施形態に限られることはなく、下記のように変形実施することができる。
　（１）上述した実施例では、放射線検出装置を備えた核医学診断装置として、ＰＥＴ装置を例に採って説明したが、この発明は、単一のγ線を検出して被検体の断層画像を再構成するＳＰＥＣＴ（Single Photon Emission CT）装置などにも適用することができる。また、ＰＥＴ装置とＣＴ装置とを組み合わせたＰＥＴ－ＣＴ装置にも適用することができる。また、γ以外の放射線（例えばα線やβ線など）にも適用することができる。
　（２）上述した実施例では、３次元に配置された複数のシンチレータ素子からなるＤＯＩ検出器であったが、２次元あるいは３次元に配置された複数のシンチレータ素子からなる放射線検出器にも適用することができる。
　（３）上述した実施例では、光センサとして光電子増倍管（ＰＭＴ）を例に採って説明したが、シンチレータ素子に光学的に結合された光センサであれば、アバランシェフォトダイオードやシリコンフォトマルチプライアなどに例示されるように、特に限定されない。

Claims (5)

  1. 　１次元，２次元あるいは３次元に配置された複数のシンチレータ素子と、それらに光学的に結合された光センサとで構成された放射線検出器を検出する際に用いられる、前記光センサで得られた信号強度を前記シンチレータ素子に入射された前記放射線の入射位置に対応させて２次元状に表した２次元位置マップを校正する２次元位置マップ校正方法であって、前記信号強度のピークによって境界を描いて、その境界によって各々の位置を分離するピーク分離工程と、複数の前記ピークが連結することで前記ピーク分離工程での分離に失敗したピークの個数を、前記ピークの空間周期性を用いて判定する個数判定工程とを備えていることを特徴とする２次元位置マップ校正方法。
  2. 　請求項１に記載の２次元位置マップ校正方法において、前記シンチレータ素子ごとの感度比と前記ピーク領域内の画素の総和比とが一致するように前記境界を定めることで、前記ピーク分離工程での分離に失敗した各々の位置を分離する境界決定工程を備えることを特徴とする２次元位置マップ校正方法。
  3. 　請求項１または請求項２に記載の２次元位置マップ校正方法において、前記分離工程では、前記信号強度を比較して各々の極小値をそれぞれ求めて、それらの極小値の位置を前記境界として描いて、その境界によって各々の位置を分離することを特徴とする２次元位置マップ校正方法。
  4. 　請求項１または請求項２に記載の２次元位置マップ校正方法において、前記分離工程では、前記信号強度を比較して各々の極大値をそれぞれ求めて、それらの極大値の位置を前記境界として描いて、その境界によって各々の位置を分離することを特徴とする２次元位置マップ校正方法。
  5. 　１次元，２次元あるいは３次元に配置された複数のシンチレータ素子と、それらに光学的に結合された光センサとで構成された放射線検出器を備えた放射線検出装置であって、前記光センサで得られた信号強度を前記シンチレータ素子に入射された前記放射線の入射位置に対応させて２次元状に表した２次元位置マップについて、その２次元位置マップにおける各位置と各々のシンチレータ素子とを対応させたテーブルを記憶する記憶手段と、前記２次元位置マップを校正するための演算処理を行う演算処理手段とを備え、前記校正された２次元位置マップと放射線の検出結果とに基づいて前記入射位置を弁別することで放射線の検出位置を特定し、前記演算処理手段は、前記信号強度のピークによって境界を描いて、その境界によって各々の位置を分離するピーク分離工程と、複数の前記ピークが連結することで前記ピーク分離工程での分離に失敗したピークの個数を、前記ピークの空間周期性を用いて判定する個数判定工程とを備え、それらの工程に関する演算処理を行うことを特徴とする放射線検出装置。
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