WO2012020674A1 - 核医学イメージング装置および核医学イメージング方法 - Google Patents

核医学イメージング装置および核医学イメージング方法 Download PDF

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WO2012020674A1
WO2012020674A1 PCT/JP2011/067736 JP2011067736W WO2012020674A1 WO 2012020674 A1 WO2012020674 A1 WO 2012020674A1 JP 2011067736 W JP2011067736 W JP 2011067736W WO 2012020674 A1 WO2012020674 A1 WO 2012020674A1
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coincidence
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PCT/JP2011/067736
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高山　卓三
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株式会社東芝
東芝メディカルシステムズ株式会社
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    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
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    • 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
    • G01T1/1647—Processing of scintigraphic data
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    • 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)

Definitions

  • Embodiments of the present invention relate to a nuclear medicine imaging apparatus and a nuclear medicine imaging method.
  • a positron emission CT apparatus PET apparatus, Positron Emission computed Tomography
  • PET apparatus Positron Emission computed Tomography
  • the PET device detects the tissue distribution of the subject that has taken in the drug by detecting a pair of 511 keV gamma rays that are emitted in approximately opposite directions when the positrons emitted from the drug are combined and annihilated.
  • the image shown (PET image) is reconstructed.
  • the PET apparatus includes a detector composed of a photon counting type detector module in which a pair of 511 keV gamma rays that are emitted in substantially opposite directions are arranged around the subject in a ring shape. Use to count simultaneously. Then, the PET apparatus reconstructs the PET image by performing arithmetic processing on the gamma ray data (simultaneous counting information) counted simultaneously.
  • the conventional PET apparatus can store only coincidence information generated by a coincidence circuit configured by hardware. That is, in the conventional PET apparatus, since the output result from the detector module that is not coincidence is discarded, the coincidence information in which the coincidence parameters such as the time window width and the energy window width are changed. Can not create.
  • the nuclear medicine imaging apparatus of the embodiment includes a detector, a converter, a counting information collection unit, a counting information storage unit, a coincidence counting information generation unit, an image reconstruction unit, a time correction data storage unit, And a control unit.
  • a detector a plurality of detector modules each having a plurality of photodetectors that output the counting result of light derived from gamma rays emitted from the positron emitting nuclide administered to the subject as analog data are arranged.
  • the converter converts the analog data output from each photodetector into digital data.
  • the counting information collection unit is configured to detect a gamma ray detection position in the detector, an energy value of the gamma ray at the time when the gamma ray is incident on the detector, and the detector from the digital data for each photodetector output from the converter.
  • the detection time when the gamma rays are detected is collected as the counting result of the detector.
  • the count information storage unit stores the count result collected by the count information collection unit in association with digital data used to collect the count result.
  • the coincidence counting information generation unit searches for a combination of counting information in which a pair of gamma rays emitted from the positron emitting nuclide are simultaneously counted based on an energy value and a detection time in the counting information stored in the counting information storage unit.
  • the coincidence count information storage unit stores the coincidence count information generated by the coincidence count information generation unit.
  • the image reconstructing unit reconstructs a nuclear medicine image based on the coincidence counting information stored in the coincidence counting information storage unit.
  • the time correction data storage unit stores time correction data for correcting the gamma ray detection time for each photodetector included in the detector.
  • the control unit uses the time correction data stored in the time correction data storage unit to correct a gamma ray detection time from digital data associated with each count information stored in the count information storage unit. An image so as to reconstruct a new nuclear medicine image based on the new coincidence information generated by the coincidence information generation unit. Control the reconstruction unit.
  • FIG. 1 is a diagram for explaining the configuration of the PET apparatus according to the present embodiment.
  • FIG. 2 is a diagram for explaining the detector module.
  • FIG. 3 is a diagram for explaining the ADC.
  • FIG. 4 is a diagram for explaining the counting information collection unit.
  • FIG. 5 is a diagram (1) for explaining the measurement of the detection time by the counting information collection unit.
  • FIG. 6A is a diagram (2) for explaining the measurement of the detection time by the counting information collection unit.
  • FIG. 6B is a diagram (3) for explaining the measurement of the detection time by the counting information collection unit.
  • FIG. 6C is a diagram (4) for explaining the measurement of the detection time by the counting information collection unit.
  • FIG. 6D is a diagram (5) illustrating the measurement of the detection time by the counting information collection unit.
  • FIG. 7 is a diagram for explaining the count information storage unit.
  • FIG. 8A is a diagram (1) for explaining the coincidence counting information data.
  • FIG. 8B is a diagram (2) for explaining the coincidence counting information data.
  • FIG. 9 is a diagram for explaining a first measuring method of the correction time of the photomultiplier tube.
  • FIG. 10 is a diagram for explaining a second method of measuring the correction time of the photomultiplier tube.
  • FIG. 11 is a diagram for explaining time correction data.
  • FIG. 12 is a diagram (1) for explaining the coincidence counting information generation control by the control unit.
  • FIG. 13 is a diagram (2) for explaining the coincidence counting information generation control by the control unit.
  • FIG. 14 is a flowchart for explaining processing of the PET apparatus according to the present embodiment.
  • the PET device is a device for reconstructing a PET image showing the distribution of a tissue incorporating a positron emitting nuclide by simultaneously counting a pair of gamma rays emitted from a tissue incorporating a positron emitting nuclide administered to a subject. It is.
  • the PET apparatus according to the present embodiment corrects the PET image without performing re-imaging.
  • FIG. 1 is a diagram for explaining the configuration of the PET apparatus according to the present embodiment.
  • the PET apparatus according to the present embodiment includes a gantry device 10 and a console device 20.
  • the gantry device 10 is a device that counts a pair of gamma rays emitted from a positron emitting nuclide administered to the subject P and selectively taken into the biological tissue of the subject P in a predetermined monitoring period. And a bed 12, a bed driving unit 13, a detector module 14, an ADC 15, and a counting information collection unit 16. As shown in FIG. 1, the gantry device 10 has a cavity serving as a photographing port.
  • the top plate 11 is a bed on which the subject P lies, and is placed on the bed 12.
  • the bed driving unit 13 moves the subject P into the imaging port of the gantry device 10 by moving the top plate 11 under the control of the bed control unit 23 described later.
  • the detector module 14 is a photon counting type detector that detects gamma rays emitted from the subject P.
  • a plurality of detector modules 14 are arranged around the subject P. It is arranged so as to surround the ring.
  • the plurality of detector modules 14 may be collectively referred to as a detector.
  • the plurality of detector modules 14 are not limited to being arranged in a ring shape.
  • the detector may be a case where a plurality of detector modules 14 are arranged in a partial ring shape.
  • the detector may be a case where two sets of a plurality of detector modules 14 arranged on a flat plate are arranged with the subject P interposed therebetween.
  • FIG. 2 is a diagram for explaining the detector module.
  • the detector module 14 is an anger type detector having a scintillator 141, a photomultiplier tube 142 (PMT: Photomultiplier Tube) as a photodetector, and a light guide 143. It is a vessel.
  • PMT Photomultiplier Tube
  • the scintillator 141 converts NaI (Sodium Iodide), BGO (Bismuth Germanate), LYSO (Lutetium Oxyorthosilicate), LSO (Lutetium Oxyorthosilicate), LGSO (Lutetium Oxorthosilicate), LGSO (Lutetium Oxorthosilicate), which converts the gamma rays emitted from the subject P into incident light. ) And the like are two-dimensionally arranged as shown in FIG.
  • the photomultiplier tube 142 is a device that multiplies the visible light output from the scintillator 141 and converts it into an electric signal. As shown in FIG.
  • a plurality of photomultiplier tubes 142 are arranged densely via a light guide 143. ing.
  • the light guide 143 is used to transmit the visible light output from the scintillator 141 to the photomultiplier tube 142, and is made of a plastic material having excellent light transmittance.
  • the photomultiplier tube 142 includes a photocathode that receives scintillation light and generates photoelectrons, a multistage dynode that provides an electric field that accelerates the generated photoelectrons, and an anode that is an outlet for electrons. Electrons emitted from the photocathode due to the photoelectric effect are accelerated toward the dynode, collide with the surface of the dynode, and knock out a plurality of electrons. By repeating this phenomenon over multiple dynodes, the number of electrons is avalancheally increased, and the number of electrons at the anode reaches about 1 million. In such an example, the gain factor of the photomultiplier tube 142 is 1 million times. In addition, a voltage of 600 volts or more is normally applied between the dynode and the anode for amplification using the avalanche phenomenon.
  • the detector module 14 converts gamma rays into visible light by the scintillator 141, and converts the converted visible light into electric signals by the photomultiplier tube 142, so that the number of gamma rays emitted from the subject P is increased. Count.
  • the photomultiplier tube 142 outputs analog data having a waveform in which the intensity of the electric signal is represented by a voltage value in time series.
  • the ADC 15 is an A / D converter (Analog / Digital Converter) and converts analog data output from each photomultiplier tube 142 into digital data.
  • the ADC 15 is a digital oscilloscope capable of high-speed processing, for example, an ASC chip.
  • FIG. 3 is a diagram for explaining the ADC.
  • FIG. 3 is an example of analog data output from the photomultiplier tube 142.
  • FIG. The ADC 15 samples the analog data at a high speed to generate digital data in which the signal waveform of the analog data can be estimated as shown in the right diagram of FIG.
  • the counting information collection unit 16 uses the digital data for each photomultiplier tube 142 output from the ADC 15 to detect the gamma ray detection position in the detector and the energy value of the gamma ray at the time when the gamma ray is incident on the detector. The detection time when the detector detects the gamma rays is collected as a counting result of the detector.
  • the counting information collection unit 16 determines the detection position of the gamma ray detector module 14, the energy value at the time when the gamma ray is incident on the detector module 14, and the detection time of the gamma ray detector module 14. Collected as counting information based on the counting results of the plurality of detector modules 14.
  • the count information collection unit 16 performs an anger type position calculation process using digital data in order to collect the detection position from the count result of the detector module 14.
  • the counting information collection unit 16 corresponds to the position of each photomultiplier tube 142 that converts the scintillation light of the scintillator 141 into an electric signal at the same timing and the intensity of the electric signal.
  • a scintillator number (P) indicating the position of the scintillator where the gamma ray is incident is measured.
  • the photomultiplier tube 142 is a position detection type photomultiplier tube
  • the counting information collection unit 16 collects the detection position using the position detection type photomultiplier tube.
  • the counting information collection unit 16 calculates the wave height of the waveform generated by performing arithmetic processing (integration processing and differentiation processing) on the digital data of the electrical signal output from each photomultiplier tube 142. Then, the counting information collection unit 16 measures the calculated wave height as the energy value (E) of the comma line incident on the detector module 14.
  • the counting information collection unit 16 measures a detection time (T) when the detector module 14 detects gamma rays.
  • the detection time (T) may be an absolute time (time) or may be a relative time from the PET image capturing start time.
  • Time (T) is collected with an accuracy of, for example, 10 ⁇ 12 seconds (psec).
  • the counting information collection unit 16 As a result of this processing, the counting information collection unit 16, as shown in FIG. 4, “P: scintillator number”, “E: energy value” associated with the “module ID” for uniquely identifying the detector module 14. "And” T: detection time "are collected as counting information.
  • FIG. 6A, FIG. 6B, FIG. 6C, and FIG. 6D are diagrams for explaining the measurement of the detection time by the count information collection unit.
  • the counting information collection unit 16 performs time correction of the digital data using the correction time for each detector module 14 measured in advance.
  • the administrator of the PET apparatus measures a detection time difference for each detector module 14 using a point source containing Ge (germanium).
  • the point source is installed at a position that is substantially the center of the plurality of detector modules 14 arranged in a ring shape.
  • the counting information collection unit 16 measures the detection time of the gamma rays emitted from the point source by the detector module 14 using digital data. As a result, the counting information collection unit 16 measures a detection time difference between the plurality of detector modules 14.
  • the counting information collection unit 16 performs time correction of the digital data for each detector module 14 using the measured detection time difference.
  • the example shown in FIG. 5 shows a case where time correction is performed on the digital data of the detector module 14 in which the detection time of the detection target detector module 14 is earlier than the true detection time.
  • the counting information collection unit 16 measures the gamma ray detection time for the digital data after time correction by a preset detection time measuring method. For example, as illustrated in FIG. 6A, the counting information collection unit 16 measures the time point when the threshold value (TH) of a preset voltage value is reached as the gamma ray detection time (T).
  • TH threshold value
  • T gamma ray detection time
  • the counting information collection unit 16 approximates the plot of the rising portion of the digital data after time correction with a straight line, as shown in FIG. 6B. Such an approximate straight line reflects the rising slope of the analog data. Then, as shown in FIG. 6B, the counting information collection unit 16 measures the time point (intersection) at which the approximate curve and the GND (Ground) line intersect as the gamma ray detection time (T).
  • T gamma ray detection time
  • the counting information collection unit 16 measures the time when the voltage value in the digital data after time correction becomes an extreme value as the gamma ray detection time (T).
  • the counting information collection unit 16 measures the time when the extreme value is obtained by calculating an approximate curve by a least square method or the like as shown in FIG. 6D.
  • the counting information collection unit 16 measures the gamma ray detection time by calculating an approximate curve from the digital data.
  • a method using an extreme value is referred to as “method 3”.
  • the count information collecting unit 16 performs waveform filtering on the time-corrected digital data, and after shaping the data into a smooth waveform, measures the detection time using one of the above three methods. There may be.
  • the detection time measurement condition used by the count information collection unit 16 for the detection time is determined by a combination of the correction time for each detector module 14 and the detection time measurement method.
  • the detection time measurement method is set depending on which of the above three methods is performed without waveform filter processing or after processing with any type of waveform filter.
  • the detection time measurement method of the counting information collection unit 16 is information preset by an operator in the PET apparatus. The counting information collection unit 16 measures the detection time by the same detection time measurement method set as described above.
  • the count information collection unit 16 transmits the collected count information to the console device 20 (a count information storage unit 24 described later) together with the digital data used for collecting the count information.
  • the digital data to be transmitted is data before time correction output from the ADC 15.
  • the console device 20 is a device that accepts an operation of the PET device by an operator and reconstructs a PET image from the count information collected by the gantry device 10.
  • the console device 20 includes an input unit 21, a display unit 22, a bed control unit 23, a count information storage unit 24, a coincidence count information generation unit 25, and an image reproduction unit.
  • the configuration unit 26, the data storage unit 27, and the system control unit 28 are included, and each unit of the console device 20 is connected via an internal bus.
  • the input unit 21 includes a mouse, a keyboard, and the like used by the operator of the PET apparatus for inputting various instructions and various settings, and transfers the instructions and setting information received from the operator to the system control unit 28.
  • the input unit 21 receives a reconstruction condition when reconstructing a PET image, a correction condition for performing image correction, and the like from the operator.
  • the display unit 22 is a monitor that is referred to by the operator, displays a PET image to the operator under the control of the system control unit 28, and provides various instructions and settings from the operator via the input unit 21.
  • the GUI Graphic User Interface
  • the couch controller 23 moves the subject P into the imaging port of the gantry device 10 by controlling the couch driving unit 13.
  • the count information storage unit 24 stores the count information for each detector module 14 collected by the count information collection unit 16 in association with the digital data used to collect the count results.
  • FIG. 7 is a diagram for explaining the count information storage unit.
  • the count information and the digital data used for collecting the count information are associated with each other and stored in the count information storage unit 24.
  • the count information storage unit 24 as shown in FIG. 7, count information “P: P11, E: E11, T: T11” of “module ID: D1”, “P: P11, E: E11, T : T11 ”is stored in association with data“ P1a-1,... ”Used for collecting“ T11 ”.
  • the count information storage unit 24 counts “P: P21, E: E21, T: T21” and “P: P21, E: E21, T” of “module ID: D2”.
  • T21 is stored in association with data“ P2c-1,... ”Used to collect“ T21 ”.
  • P”, “E”, and “T” indicate “scintillator number”, “energy value”, and “detection time”, respectively.
  • P1a-1 indicates that the photomultiplier tube 142 of “ID: 1a” included in the detector module 14 of “module ID: D1” is data obtained by measuring gamma rays for the first time. Show.
  • the count information storage unit 24 also includes the count information and the digital data used to collect the count information for the detector module 14 such as “module ID: D3”. Are stored in association with each other.
  • the coincidence counting information generating unit 25 counts a pair of gamma rays emitted from the positron emitting nuclide simultaneously based on the energy value and the detection time in the counting information stored in the counting information storage unit 24. By searching for the combination of information, coincidence counting information for determining the incident direction of a pair of gamma rays emitted from the positron is generated.
  • the coincidence counting information generation unit 25 generates coincidence counting information based on the coincidence counting information generation condition included in the reconstruction condition input by the operator via the input unit 21.
  • the time window width and the energy window width are specified in the coincidence counting information generation condition.
  • the coincidence information generation unit 25 generates coincidence information using “time window width: 600 psec, energy window width: 350 keV to 550 keV” specified by the operator as the coincidence information generation condition.
  • the coincidence information generation unit 25 refers to the “detection time (T)” and “energy value (E)” for each “module ID” shown in FIG.
  • the combination of the counting information that is within “600 psec” and whose energy value is “energy window width: 350 keV to 550 keV” is searched between the modules.
  • the coincidence counting information generating unit 25 generates coincidence counting information.
  • the coincidence counting information generation unit 25 stores the generated coincidence counting information in the data storage unit 27 shown in FIG. Specifically, the coincidence counting information generation unit 25 stores the generated coincidence counting information together with the detection time measurement condition in the coincidence counting information data 27a of the data storage unit 27 illustrated in FIG.
  • the detection time measurement condition is a combination of the correction time for each detector module 14 and the detection time measurement method. That is, the coincidence count information data 27a corresponds to the detection time measurement method used when measuring the coincidence count information from the digital data associated with the count information that is the combination source of the coincidence count information.
  • Add and remember. 8A and 8B are diagrams for explaining the coincidence counting information data.
  • the coincidence count information data 27a includes a combination of “P: P11, E: E11, T: T11” and “P22, E: E22, T: T22” with two extinction photons. Is stored as coincidence count information that is coincidentally counted information.
  • the coincidence counting information data 27a is used when gamma ray detection time is measured from the digital data associated with the counting information of “P: P11, E: E11, T: T11”.
  • the detected detection time measurement method “DT1 + M1” is also stored. Further, as shown in FIG.
  • the coincidence counting information data 27a was used when gamma ray detection time was measured from digital data associated with the counting information of “P22, E: E22, T: T22”.
  • the detection time measurement condition “DT2 + M1” is also stored.
  • DT1 is the correction time of the detector module 14 with “ID: 1”
  • M1 is data indicating the contents of the detection time measurement method.
  • M1 is a detection time measurement method based on Method 1 without waveform filtering.
  • the coincidence information generation unit 25 stores the digital data of the photomultiplier tube 142 associated with the coincidence counting information of the coincidence information together with the coincidence counting information and the detection time measurement condition in the coincidence counting information data 27a.
  • the coincidence counting information data 27a includes, for example, coincidence counting information of “P: P11, E: E11, T: T11” and “P22, E: E22, T: T22” as shown in FIG. 8B.
  • the coincidence count information data 27a includes digital data “P1a-1,..., Count information“ P: P11, E: E11, T: T11 ”and detection time measurement method“ DT1 + M1 ”. ⁇ "Is stored in association with each other.
  • the coincidence counting information data 27a includes the counting information “P22, E: E22, T: T22” and the detection time measuring method “DT1 + M1” and the digital data “P2b-1,. Are stored in association with each other.
  • the image reconstruction unit 26 reads the coincidence counting information generated by the coincidence counting information generation unit 25 as projection data from the coincidence counting information data 27 a, and the read projection data is subjected to, for example, a successive approximation method. By using it, the PET image is reconstructed. Alternatively, the image reconstruction unit 26 reconstructs the PET image using the time difference between the detection times of the coincidence information. Then, the image reconstruction unit 26 stores the reconstructed PET image in the image data 27b of the data storage unit 27.
  • the system control unit 28 performs overall control of the PET apparatus by controlling the operations of the gantry device 10 and the console device 20. Specifically, the system control unit 28 controls the movement of the bed 12 and the counting information collection process in the counting information collection unit 16. The system control unit 28 also generates a coincidence count information generation process in the coincidence count information generation unit 25 and a PET image in the image reconstruction unit 26 based on setting information from the operator input via the input unit 21. Control the reconfiguration process. In addition, the system control unit 28 controls the display unit 22 to display the PET image stored in the image data 27b.
  • the system control unit 28 controls the coincidence counting information generation unit 25 and the image reconstruction unit 26 by using the time correction data 27c shown in FIG.
  • the time correction data 27c stores a correction time for correcting the gamma ray detection time for each photomultiplier tube 142 included in the detector. That is, the time correction data 27c stores the result of measuring the correction time of the photomultiplier tube 142 as data for performing the time correction of the detector module 14 more accurately.
  • a specific example of a measuring method of the correction time for the photomultiplier tube 142 unit will be described with reference to FIGS.
  • FIG. 9 is a diagram for explaining a first measuring method of the correction time of the photomultiplier tube
  • FIG. 10 is a diagram for explaining a second measuring method of the correction time of the photomultiplier tube. is there.
  • the point source 30 is placed in the vicinity of the scintillator 141 on the central axis of the photomultiplier tube 142 to be measured.
  • the first measurement method there is a difference between the absolute time when the point source 30 is placed and the absolute time when the photomultiplier tube 142 to be measured outputs the detection result of the gamma rays emitted from the point source 30. It is measured.
  • Such measurement is performed on all the photomultiplier tubes 142.
  • the correction time of the photomultiplier tube 142 of “PMTID: 1a” included in the detector module 14 of “ID: 1” is measured as “t1a”.
  • the correction time of the photomultiplier tube 142 of “PMTID: 1b” included in the detector module 14 of “ID: 1” is measured as “t1b”.
  • the correction time of the photomultiplier tube 142 of “PMTID: 1c” included in the detector module 14 of “ID: 1” is measured as “t1c”.
  • the point source 30 is placed in the vicinity of the scintillator 141 on the central axis of the photomultiplier tube 142 to be measured, as in the first measurement method.
  • a measurement reference module is arranged so as to sandwich the point source.
  • the reference module for measurement is the detector module 14 adjusted so that the error of the output time of each photomultiplier tube becomes substantially “0”. Then, the output time of the photomultiplier tube at the position facing the photomultiplier tube 142 to be measured by the measurement reference module is measured. Further, the output time of the photomultiplier tube 142 to be measured is measured. Then, the measured difference in output time is measured as a correction time “t1a” of the photomultiplier tube 142 to be measured, for example, as shown in FIG.
  • the time correction data 27c stores the results of the first measurement method and the second measurement method described above.
  • FIG. 11 is a diagram for explaining time correction data.
  • the time correction data 27 c stores the correction time of the photomultiplier tube 142 of “PMTID: P1a” as “t1a” in the detector module 14 of “ID: 1”.
  • the time correction data 27 c stores the correction time of the photomultiplier tube 142 of “PMTID: P2a” as “t2a” in the detector module 14 of “ID: 2”.
  • the time correction data 27c stores the correction time of the photomultiplier tube 142 of “PMTID: P3a” as “t3a” in the detector module 14 of “ID: 3”.
  • the system control unit 28 shown in FIG. 1 uses the time correction data stored in the time correction data 27c to calculate the gamma ray detection time from the digital data associated with each count information stored in the count information storage unit 24.
  • the coincidence information generation unit 25 performs time correction of digital data derived from analog data output from “PMTID: P3a” by “t3a” as shown in FIG. .
  • the coincidence counting information generation unit 25 executes this processing for all digital data associated with each counting information stored in the counting information storage unit 24.
  • the coincidence counting information generating unit 25 controls the counting information from the digital data subjected to time correction for each photomultiplier tube by the detection time measuring method executed by the counting information collecting unit 16 under the control of the system control unit 28. Re-measure the detection time. Then, the coincidence counting information generation unit 25 generates new coincidence counting information using the remeasured detection time under the control of the system control unit 28. For example, as illustrated in FIG. 13, the coincidence counting information generation unit 25 uses a combination of “P: P11, E: E11, T: T′11” and “P22, E: E22, T: T′22”. Simultaneous counting information is generated, and simultaneous counting information of a combination of “P: P12, E: E12, T: T′12” and “P32, E: E32, T: T′32” is generated.
  • the system control unit 28 controls the image reconstruction unit 26 so as to reconstruct a new PET image based on the new coincidence counting information generated by the coincidence counting information generation unit 25.
  • the image reconstruction unit 26 stores the newly generated PET image in the image data 27c.
  • the system control unit 28 when the system control unit 28 receives a new detection time measurement method different from the detection time measurement method stored in the coincidence counting information data 27a, the system control unit 28 performs the following processing. For example, when the detection time measurement method “M1” is changed when digital data after a certain type of waveform filter processing is changed, when the threshold value of “M1” is changed, the detection time using the method 2 from “M1” When changing to the measurement method “M2”, the system control unit 28 performs the following processing. Note that the new detection time measurement method is notified to the system control unit 28 by an operator input process via the input unit 21.
  • the system control unit 28 uses the time correction data for each photomultiplier tube 142 stored in the time correction data 27c and the new detection time measurement method to associate each count information stored in the count information storage unit 24 with each other.
  • the coincidence information generation unit 25 is controlled so as to generate new coincidence information by re-measurement of the gamma ray detection time from the digital data.
  • the PET image reconstructed based on the count information collected by the count information collection unit 16 and the newly reconstructed PET image are both displayed on the display unit 22 under the control of the system control unit 28. Even when it is performed, only the newly reconstructed PET image may be displayed on the display unit 22.
  • the coincidence counting information data 27a stores newly generated coincidence counting information, a correction time used for digital data correction, and a new detection time measuring method in association with each other.
  • the coincidence count information data 27a includes the newly generated coincidence count information, the correction time used to correct the digital data, and a new detection time measurement method, and further includes the count information that is the combination source of the coincidence count information.
  • the associated digital data of the photomultiplier tube 142 may be stored in association with each other.
  • FIG. 14 is a flowchart for explaining processing of the PET apparatus according to the present embodiment.
  • the PET apparatus determines whether a PET image capturing request has been received via the input unit 21 (step S ⁇ b> 101).
  • the PET apparatus enters a standby state.
  • the detector detects gamma rays emitted from the subject P.
  • the plurality of photomultiplier tubes 142 output analog data having a waveform in which the intensity of the electric signal is represented by a voltage value in time series.
  • the ADC 15 converts the analog data of the photomultiplier tube 142 into digital data (step S102), and the count information collection unit 16 collects count information (step S103).
  • the count information collection unit 16 stores the collected count information in association with the digital data of the photomultiplier 142 in the count information storage unit 24 (step S104), and the coincidence count information generation unit 25 stores the count information. Simultaneous count information is generated from the count information stored in the storage unit 24 (step S105).
  • the coincidence information generation unit 25 stores the generated coincidence information in association with the detection time measurement condition in the coincidence measurement data 27a (step S106), and the image reconstruction unit 26 stores the coincidence measurement data 27a.
  • a PET image is reconstructed from the stored coincidence information (step S107).
  • the system control unit 28 determines whether or not a new detection time measurement method has been received from the operator via the input unit 21 (step S108).
  • the coincidence counting information generation unit 25 controls the system control unit 28 to add time correction data and new data for each PMT (photomultiplier tube 142). Using the detection time measurement method, the coincidence counting information is regenerated from the digital data associated with the counting information (step S109). Then, under the control of the system control unit 28, the image reconstruction unit 26 reconstructs a PET image using the coincidence count information regenerated in step S109 (step S110), and ends the process.
  • the coincidence counting information generation unit 25 uses time correction data for each PMT (photomultiplier tube 142) under the control of the system control unit 28.
  • the coincidence counting information is regenerated from the digital data associated with the counting information (step S111).
  • the image reconstruction unit 26 reconstructs a PET image using the coincidence count information regenerated in step S111 (step S112), and ends the process.
  • the detector is a photomultiplier tube 142 that outputs the counting result of light derived from gamma rays emitted from the positron emitting nuclide administered to the subject P as analog data.
  • This is configured by arranging a plurality of detector modules 14 in a ring shape.
  • the ADC 15 converts the analog data output from each photomultiplier tube 142 into digital data.
  • the counting information collection unit 16 calculates the gamma ray detection position at the detector, the gamma ray energy value at the time when the gamma ray is incident on the detector, and the detector from the digital data for each photomultiplier tube 142 output from the ADC 15. The detection time when the gamma rays are detected is collected as the counting result of the detector.
  • the count information storage unit 24 stores the count results collected by the count information collection unit 16 in association with the digital data used to collect the count results.
  • the coincidence count information generation unit 25 calculates a combination of count information in which a pair of gamma rays emitted from the positron emitting nuclide are simultaneously counted based on the energy value and the detection time in the count information stored in the count information storage unit 24.
  • the coincidence counting information is generated by searching.
  • the coincidence count information data 27a stores coincidence count information generated by the coincidence count information generation unit 25.
  • the image reconstruction unit 26 reconstructs a nuclear medicine image (PET image) based on the coincidence counting information stored in the coincidence counting information data 27a.
  • the time correction data 27c stores time correction data for correcting the gamma ray detection time for each photomultiplier tube 142 included in the detector.
  • the system control unit 28 uses the time correction data to generate new coincidence count information by correcting the gamma ray detection time from the digital data associated with each count information stored in the count information storage unit 24.
  • the coincidence counting information generating unit 25 is controlled.
  • the system control unit 28 controls the image reconstruction unit 26 to reconstruct a new nuclear medicine image (PET image) based on the new coincidence counting information generated by the coincidence counting information generation unit 25.
  • a coincidence circuit having a hardware configuration inside the gantry apparatus 10 can be stored.
  • all the counting information in each detector module 14 can be stored inside the console apparatus 20, and the coincidence counting information can be generated inside the console apparatus 20 by software, for example. . That is, according to the first embodiment, when an operator wants to refer to a reconstructed PET image under different coincidence count information generation conditions, the coincidence count information generation unit 25 immediately starts based on the new coincidence count information generation conditions. Simultaneous counting information can be generated.
  • TOF time of flight
  • TOF-PET apparatus that accurately identifies the position at which gamma rays are emitted using the difference in detection time between a pair of annihilation gamma rays has been underway.
  • the time window width required for TOF-PET is on the order of several hundred psec, and in the conventional PET apparatus, signal transmission from the detector module 14 to the coincidence circuit cannot exceed the speed of light. It was difficult to reconstruct a PET image by PET.
  • the PET apparatus can generate coincidence counting information inside the console apparatus 20 from the counting information collected for detection time with an accuracy of psec unit, the PET image by TOF-PET can be reproduced. Can be configured.
  • the analog data output from the photomultiplier tube 142 is stored as digital data in the console device 20, so that each digital signal using the correction time for each photomultiplier tube 142 is stored inside the console device 20.
  • the data output time can be corrected, that is, only the counting information can only change the time window width and the energy window width.
  • the digital data is stored together with the counting information, and the photoelectron gain is further increased.
  • the correction time for each double tube 142 the coincidence count information in which the detection time difference is re-measured with high accuracy can be regenerated. That is, in this embodiment, a PET image by TOF-PET can be reconstructed using a detection time difference finer than 400 psec, for example.
  • the coincidence count information data 27a is obtained by converting the coincidence count information generated by the coincidence count information generation unit 25 from the digital data associated with the combination count information of the coincidence count information.
  • the information is further stored in association with the detection time measurement method used when measuring the detection time.
  • the system control unit 28 receives a new detection time measurement method that is different from the detection time measurement method stored in the coincidence count information generation unit 25, the system control unit 28 uses the time correction data and the new detection time measurement method to calculate each count.
  • the coincidence count information generation unit 25 is controlled to generate new coincidence count information by re-measurement of the gamma ray detection time from the digital data associated with the information.
  • the present embodiment it is possible to reconstruct a nuclear medicine image in which the detection time measuring method is changed without performing re-imaging.
  • the detector module 14 has a plurality of photomultiplier tubes 142 as photodetectors has been described.
  • the above embodiment can be applied even when the detector module 14 has a photodetector using a semiconductor element instead of the photomultiplier tube 142.
  • An example of such a photodetector is a silicon photomultiplier (SiPM) using an avalanche photodiode (APD) as a semiconductor element array.

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Abstract

　実施例の核医学イメージング装置において、ＡＤＣ（１５）は、各光検出器の出力データをデジタルデータに変換する。計数情報収集部（１６）は、デジタルデータから計数結果を収集し、計数情報記憶部（２４）は、計数結果をデジタルデータと対応付けて記憶する。同時計数情報生成部（２５）は、同時計数情報を生成する。画像再構成部（２６）は、同時計数情報に基づいて、ＰＥＴ画像を再構成する。時間補正データ（２７ｃ）は、光検出器ごとの補正時間を記憶する。システム制御部（２８）は、補正時間を用いて、各計数情報に対応付けられたデジタルデータからガンマ線の検出時間を補正することで新たな同時計数情報を生成させる。システム制御部（２８）は、同時計数情報生成部（２５）が生成した新たな同時計数情報に基づいて、新たな核医学画像を再構成させる。

Description

核医学イメージング装置および核医学イメージング方法
　本発明の実施の形態は、核医学イメージング装置および核医学イメージング方法に関する。
　従来、被検体の生体組織における機能診断を行なうことができる医用画像診断装置として、ポジトロンエミッションＣＴ装置（ＰＥＴ装置、ＰＥＴ：Positron　Emission　computed　Tomography）が知られている。具体的には、ＰＥＴ検査では、陽電子放出核種で標識された薬剤が被検体に投与される。そして、ＰＥＴ装置は、薬剤から放出された陽電子が電子と結合して消滅する際に、ほぼ反対方向に放出する５１１ｋｅＶの一対のガンマ線を検出することで、薬剤を取り込んだ被検体の組織分布を示す画像（ＰＥＴ画像）の再構成を行なう。
　より具体的には、ＰＥＴ装置は、ほぼ反対方向に放出する５１１ｋｅＶの一対のガンマ線を、被検体の周囲にリング状に配置されたフォトンカウンティング（photon　counting）方式の検出器モジュールからなる検出器を用いて同時計数する。そして、ＰＥＴ装置は、同時計数したガンマ線のデータ（同時計数情報）を演算処理することにより、ＰＥＴ画像の再構成を行なう。
特開２００７－１０７９９５号公報
　しかしながら、従来のＰＥＴ装置では、ハードウェアによって構成された同時計数回路により生成された同時計数情報しか保存することができない。すなわち、従来のＰＥＴ装置では、同時計数でないとされた検出器モジュールからの出力結果は、破棄されてしまうので、時間ウィンドウ幅やエネルギーウィンドウ幅などの同時計数用のパラメータを変化させた同時計数情報を作成することができない。
　このため、従来のＰＥＴ装置では、ＰＥＴ画像を読影する読影者の要望に応じてＰＥＴ画像を画像補正するためにＰＥＴ画像の再撮影を行なう必要があった。
　実施の形態の核医学イメージング装置は、検出器と、変換器と、計数情報収集部と、計数情報記憶部と、同時計数情報生成部と、画像再構成部と、時間補正データ記憶部と、制御部とを有する。検出器は、被検体に投与された陽電子放出核種から放出されるガンマ線に由来する光の計数結果をアナログデータとして出力する光検出器を複数有する検出器モジュールが複数配列される。変換器は、各光検出器が出力したアナログデータをデジタルデータに変換する。計数情報収集部は、前記変換器が出力した前記光検出器ごとのデジタルデータから、前記検出器におけるガンマ線の検出位置、前記検出器にガンマ線が入射した時点における当該ガンマ線のエネルギー値および前記検出器がガンマ線を検出した検出時間を前記検出器の計数結果として収集する。計数情報記憶部は、前記計数情報収集部が収集した前記計数結果を、当該計数結果を収集するために用いられたデジタルデータと対応付けて記憶する。同時計数情報生成部は、前記計数情報記憶部が記憶する前記計数情報におけるエネルギー値および検出時間に基づいて、前記陽電子放出核種から放出された一対のガンマ線が同時に計数された計数情報の組み合わせを検索することで同時計数情報を生成する。同時計数情報記憶部は、前記同時計数情報生成部が生成した前記同時計数情報を記憶する。画像再構成部は、前記同時計数情報記憶部が記憶する前記同時計数情報に基づいて、核医学画像を再構成する。時間補正データ記憶部は、前記検出器が有する光検出器ごとのガンマ線の検出時間を補正するための時間補正データを記憶する。制御部は、前記時間補正データ記憶部が記憶する前記時間補正データを用いて、前記計数情報記憶部が記憶する各計数情報に対応付けられたデジタルデータからガンマ線の検出時間を補正することで新たな同時計数情報を生成するように前記同時計数情報生成部を制御し、前記同時計数情報生成部が生成した前記新たな同時計数情報に基づいて、新たな核医学画像を再構成するように画像再構成部を制御する。
図１は、本実施例に係るＰＥＴ装置の構成を説明するための図である。 図２は、検出器モジュールを説明するための図である。 図３は、ＡＤＣを説明するための図である。 図４は、計数情報収集部を説明するための図である。 図５は、計数情報収集部による検出時間の計測を説明するための図（１）である。 図６Ａは、計数情報収集部による検出時間の計測を説明するための図（２）である。 図６Ｂは、計数情報収集部による検出時間の計測を説明するための図（３）である。 図６Ｃは、計数情報収集部による検出時間の計測を説明するための図（４）である。 図６Ｄは、計数情報収集部による検出時間の計測を説明するための図（５）である。 図７は、計数情報記憶部を説明するための図である。 図８Ａは、同時計数情報データを説明するための図（１）である。 図８Ｂは、同時計数情報データを説明するための図（２）である。 図９は、光電子増倍管の補正時間の第１の計測方法を説明するための図である。 図１０は、光電子増倍管の補正時間の第２の計測方法を説明するための図である。 図１１は、時間補正データを説明するための図である。 図１２は、制御部による同時計数情報生成制御を説明するための図（１）である。 図１３は、制御部による同時計数情報生成制御を説明するための図（２）である。 図１４は、本実施例に係るＰＥＴ装置の処理を説明するためのフローチャートである。
　以下、添付図面を参照して、核医学イメージング装置の実施例を詳細に説明する。なお、以下では、核医学イメージング装置であるＰＥＴ（Positron　Emission　computed　Tomography）装置を、実施例として説明する。
　ＰＥＴ装置は、被検体に投与された陽電子放出核種を取り込んだ組織から放出される一対のガンマ線を同時計数することで、陽電子放出核種を取り込んだ組織の分布を示すＰＥＴ画像の再構成を行なう装置である。そして、本実施例に係るＰＥＴ装置は、再撮影を行なうことなくＰＥＴ画像の補正を行なう。
　以下、本実施例に係るＰＥＴ装置の構成を、図１などを用いて説明する。図１は、本実施例に係るＰＥＴ装置の構成を説明するための図である。図１に示すように、本実施例に係るＰＥＴ装置は、架台装置１０と、コンソール装置２０とを有する。
　架台装置１０は、被検体Ｐに投与され、被検体Ｐの生体組織に選択的に取り込まれた陽電子放出核種から放出される一対のガンマ線を所定のモニタリング期間において計数する装置であり、天板１１と、寝台１２と、寝台駆動部１３と、検出器モジュール１４と、ＡＤＣ１５と、計数情報収集部１６とを有する。なお、架台装置１０は、図１に示すように、撮影口となる空洞を有する。
　天板１１は、被検体Ｐが横臥するベッドであり、寝台１２の上に配置される。寝台駆動部１３は、後述する寝台制御部２３の制御のもと、天板１１を移動することにより、被検体Ｐを架台装置１０の撮影口内に移動させる。
　検出器モジュール１４は、被検体Ｐから放出されるガンマ線を検出するフォトンカウンティング（photon　counting）方式の検出器であり、架台装置１０においては、複数の検出器モジュール１４が、被検体Ｐの周囲をリング状に取り囲むように配置される。以下では、複数の検出器モジュール１４をまとめて、単に検出器と記載する場合がある。なお、複数の検出器モジュール１４は、リング状に配置される場合に限定されるものではない。例えば、検出器は、複数の検出器モジュール１４がパーシャルリング状に配置される場合であっても良い。或いは、例えば、検出器は、平板上に配列された複数の検出器モジュール１４が２組、被検体Ｐを挟んで、配置される場合であっても良い。図２は、検出器モジュールを説明するための図である。
　具体的には、検出器モジュール１４は、図２に示すように、シンチレータ１４１と、光検出器としての光電子増倍管１４２（ＰＭＴ：Photomultiplier　Tube）と、ライトガイド１４３とを有するアンガー型の検出器である。
　シンチレータ１４１は、被検体Ｐから放出されて入射したガンマ線を可視光に変換するＮａＩ（Sodium　Iodide）やＢＧＯ（Bismuth　Germanate）、ＬＹＳＯ（Lutetium　Yttrium　Oxyorthosilicate）、ＬＳＯ（Lutetium　Oxyorthosilicate）、ＬＧＳＯ（Lutetium　Gadolinium　Oxyorthosilicate）などが、図２に示すように、２次元に複数配列されている。また、光電子増倍管１４２は、シンチレータ１４１から出力された可視光を増倍して電気信号に変換する装置であり、図２に示すように、ライトガイド１４３を介して稠密に複数個配置されている。ライトガイド１４３は、シンチレータ１４１から出力された可視光を光電子増倍管１４２に伝達するために用いられ、光透過性に優れたプラスチック素材などからなる。
　なお、光電子増倍管１４２は、シンチレーション光を受光し光電子を発生させる光電陰極、発生した光電子を加速する電場を与える多段のダイノード、および電子の流れ出し口である陽極から成っている。光電効果により光電陰極から放出された電子は、ダイノードに向って加速されてダイノードの表面に衝突し、複数の電子を叩き出す。この現象が多段のダイノードに渡って繰り返されることにより、なだれ的に電子数が増倍され、陽極での電子数は、約１００万にまで達する。かかる例では、光電子増倍管１４２の利得率は、１００万倍となる。また、なだれ現象を利用した増幅のためにダイノードと陽極との間には、通常６００ボルト以上の電圧が印加される。
　このように、検出器モジュール１４は、ガンマ線をシンチレータ１４１により可視光に変換し、変換した可視光を光電子増倍管１４２により電気信号に変換することで、被検体Ｐから放出されたガンマ線の数を計数する。なお、光電子増倍管１４２は、時系列に沿って電気信号の強度が電圧値で表された波形のアナログデータを出力する。
　図１に戻って、ＡＤＣ１５は、Ａ／Ｄ変換器（Analog/Digital　Convertor）であり、各光電子増倍管１４２が出力したアナログデータをデジタルデータに変換する。具体的には、ＡＤＣ１５は、高速処理が可能なデジタルオシロスコープであり、例えば、ＡＳＣチップである。図３は、ＡＤＣを説明するための図である。
　図３の左図は、光電子増倍管１４２が出力するアナログデータの一例である。ＡＤＣ１５は、アナログデータを高速度でサンプリングすることで、図３の右図に示すように、アナログデータの信号波形が推定可能なデジタルデータを生成する。
　図１に戻って、計数情報収集部１６は、ＡＤＣ１５が出力した光電子増倍管１４２ごとのデジタルデータから、検出器におけるガンマ線の検出位置、検出器にガンマ線が入射した時点における当該ガンマ線のエネルギー値および検出器がガンマ線を検出した検出時間を、検出器の計数結果として収集する。
　具体的には、計数情報収集部１６は、ガンマ線の検出器モジュール１４における検出位置と、ガンマ線が検出器モジュール１４に入射した時点におけるエネルギー値と、ガンマ線の検出器モジュール１４における検出時間とを、複数の検出器モジュール１４の計数結果に基づく計数情報として収集する。
　まず、計数情報収集部１６は、検出器モジュール１４の計数結果から検出位置を収集するために、デジタルデータを用いて、アンガー型位置計算処理を行なう。具体的には、計数情報収集部１６は、図４に示すように、シンチレータ１４１のシンチレーション光を同じタイミングで電気信号に変換出力した各光電子増倍管１４２の位置および電気信号の強度に対応するガンマ線のエネルギー値から重心の位置を演算することで、ガンマ線が入射したシンチレータの位置を示すシンチレータ番号（Ｐ）を計測する。なお、計数情報収集部１６は、光電子増倍管１４２が位置検出型光電子増倍管である場合、検出位置の収集を位置検出型光電子増倍管で行なう。
　また、計数情報収集部１６は、各光電子増倍管１４２が出力した電気信号のデジタルデータを、演算処理（積分処理および微分処理）をすることで生成される波形の波高を算出する。そして、計数情報収集部１６は、算出した波高を、検出器モジュール１４に入射したカンマ線のエネルギー値（Ｅ）として計測する。
　また、計数情報収集部１６は、検出器モジュール１４がガンマ線を検出した検出時間（Ｔ）を計測する。ここで、検出時間（Ｔ）は、絶対時間（時刻）である場合であってもよいし、ＰＥＴ画像の撮影開始時点からの相対時間であってもよいが、計数情報収集部１６は、検出時間（Ｔ）を、例えば、１０－１２秒（ｐｓｅｃ）単位の精度にて収集する。
　かかる処理により、計数情報収集部１６は、図４に示すように、検出器モジュール１４を一意に特定するための「モジュールＩＤ」に対応付けた『「Ｐ：シンチレータ番号」、「Ｅ：エネルギー値」および「Ｔ：検出時間」』を計数情報として収集する。
　ここで、上記した検出時間の計測について、図５および図６を用いて、詳細に説明する。図５、図６Ａ、図６Ｂ、図６Ｃおよび図６Ｄは、計数情報収集部による検出時間の計測を説明するための図である。計数情報収集部１６は、予め測定された検出器モジュール１４ごとの補正時間を用いて、デジタルデータの時間補正を行なう。例えば、ＰＥＴ装置の管理者は、Ｇｅ（ゲルマニウム）が内包された点線源を用いて、検出器モジュール１４ごとの検出時間差を計測する。例えば、点線源は、リング状に配置された複数の検出器モジュール１４の略中心となる位置に設置される。そして、計数情報収集部１６は、検出器モジュール１４が点線源から放出されたガンマ線の検出時間を、デジタルデータを用いて計測する。これにより、計数情報収集部１６は、複数の検出器モジュール１４間の検出時間差を計測する。
　そして、計数情報収集部１６は、図５に示すように、計測した検出時間差を用いて、検出器モジュール１４ごとにデジタルデータの時間補正を行なう。図５に示す一例は、補正対象の検出器モジュール１４の検出時間が真の検出時間より早まっている検出器モジュール１４のデジタルデータに対して時間補正が行なわれた場合を示している。
　そして、計数情報収集部１６は、時間補正後のデジタルデータに対して、予め設定された検出時間計測方法によりガンマ線の検出時間を計測する。例えば、計数情報収集部１６は、図６Ａに示すように、予め設定された電圧値の閾値（ＴＨ）となった時点をガンマ線の検出時間（Ｔ）として計測する。なお、以下では、閾値を用いる方法を「方法１」と記載する。
　あるいは、計数情報収集部１６は、図６Ｂに示すように、時間補正後のデジタルデータの立ち上がり部分のプロットを直線で近似する。かかる近似直線は、アナログデータの立ち上がりの傾きを反映したものとなる。そして、計数情報収集部１６は、図６Ｂに示すように、近似曲線とＧＮＤ（Ground）線とが交差する時点（交点）をガンマ線の検出時間（Ｔ）として計測する。なお、以下では、傾きを用いる方法を「方法２」と記載する。
　あるいは、計数情報収集部１６は、図６Ｃに示すように、時間補正後のデジタルデータにおける電圧値が極値となる時間をガンマ線の検出時間（Ｔ）として計測する。なお、極値を用いる場合、計数情報収集部１６は、図６Ｄに示すように、最小二乗法などにより近似曲線を算出することで、極値となる時間を計測する。また、閾値を用いる場合も、計数情報収集部１６は、デジタルデータから近似曲線を算出することでガンマ線の検出時間を計測する。なお、以下では、極値を用いる方法を「方法３」と記載する。
　ここで、アナログデータは、必ずしも滑らかな曲線とはならない。そこで、計数情報収集部１６は、時間補正後のデジタルデータを波形フィルター処理することで、滑らかな波形に整形した後に、上記の３つの方法のいずれかを用いて、検出時間を計測する場合であってもよい。
　すなわち、計数情報収集部１６が検出時間に用いる検出時間計測条件は、検出器モジュール１４ごとの補正時間と、検出時間計測方法との組み合わせにより決定される。なお、検出時間計測方法は、上記の３つの方法のいずれの方法を、波形フィルター処理無しで行なうのか、あるいは、如何なる種類の波形フィルターにより処理した後に行なうのかにより設定される。なお、計数情報収集部１６の検出時間計測方法は、ＰＥＴ装置にて操作者により、予め設定された情報である。このよう設定された同一の検出時間計測方法により、計数情報収集部１６は、検出時間を計測する。
　そして、計数情報収集部１６は、収集した計数情報を、計数情報を収集するために用いたデジタルデータとともに、コンソール装置２０（後述する計数情報記憶部２４）に送信する。なお、送信されるデジタルデータは、ＡＤＣ１５が出力した時間補正前のデータである。
　図１に戻って、コンソール装置２０は、操作者によるＰＥＴ装置の操作を受け付けるとともに、架台装置１０によって収集された計数情報からＰＥＴ画像を再構成する装置である。
　具体的には、コンソール装置２０は、図１に示すように、入力部２１と、表示部２２と、寝台制御部２３と、計数情報記憶部２４と、同時計数情報生成部２５と、画像再構成部２６と、データ記憶部２７と、システム制御部２８とを有し、コンソール装置２０が有する各部は、内部バスを介して接続される。
　入力部２１は、ＰＥＴ装置の操作者が各種指示や各種設定の入力に用いるマウスやキーボードなどを有し、操作者から受け付けた指示や設定の情報を、システム制御部２８に転送する。例えば、入力部２１は、操作者からＰＥＴ画像を再構成する際の再構成条件や、画像補正を行なうための補正条件などを受け付ける。
　表示部２２は、操作者によって参照されるモニタであり、システム制御部２８による制御のもと、ＰＥＴ画像を操作者に表示したり、入力部２１を介して操作者から各種指示や各種設定などを受け付けるためのＧＵＩ（Graphical　User　Interface）を表示したりする。
　寝台制御部２３は、寝台駆動部１３を制御することで、被検体Ｐを架台装置１０の撮影口内に移動させる。
　計数情報記憶部２４は、計数情報収集部１６が収集した検出器モジュール１４ごとの計数情報を、計数結果を収集するために用いられたデジタルデータと対応付けて記憶する。図７は、計数情報記憶部を説明するための図である。
　図７に示す一例では、「モジュールＩＤ」ごとに、計数情報と、計数情報を収集するために用いられたデジタルデータとが対応付けられて計数情報記憶部２４に格納されている。例えば、計数情報記憶部２４は、図７に示すように、「モジュールＩＤ：Ｄ１」の計数情報「Ｐ：Ｐ１１、Ｅ：Ｅ１１、Ｔ：Ｔ１１」と、「Ｐ：Ｐ１１、Ｅ：Ｅ１１、Ｔ：Ｔ１１」を収集するために用いられたデータ「Ｐ１ａ－１、・・・」とを対応付けて記憶している。また、計数情報記憶部２４は、図７に示すように、「モジュールＩＤ：Ｄ２」の計数情報「Ｐ：Ｐ２１、Ｅ：Ｅ２１、Ｔ：Ｔ２１」と、「Ｐ：Ｐ２１、Ｅ：Ｅ２１、Ｔ：Ｔ２１」を収集するために用いられたデータ「Ｐ２ｃ－１、・・・」とを対応付けて記憶している。なお、図中の「Ｐ」、「Ｅ」および「Ｔ」は、それぞれ「シンチレータ番号」、「エネルギー値」および「検出時間」を示す。また、例えば、「Ｐ１ａ－１」は、「モジュールＩＤ：Ｄ１」の検出器モジュール１４が有する「ＩＤ：１ａ」の光電子増倍管１４２が「１」回目にガンマ線を計測したデータであることを示す。
　また、計数情報記憶部２４は、図７に示すように、「モジュールＩＤ：Ｄ３」などの検出器モジュール１４についても同様に、計数情報と当該計数情報を収集するために用いられたデジタルデータとを対応付けて記憶する。
　図１に戻って、同時計数情報生成部２５は、計数情報記憶部２４が記憶する計数情報におけるエネルギー値および検出時間に基づいて、陽電子放出核種から放出された一対のガンマ線が同時に計数された計数情報の組み合わせを検索することで、陽電子から放出された一対のガンマ線の入射方向を決定するための同時計数情報を生成する。
　具体的には、同時計数情報生成部２５は、操作者が入力部２１を介して入力した再構成条件に含まれる同時計数情報生成条件に基づいて、同時計数情報を生成する。ここで、同時計数情報生成条件には、時間ウィンドウ幅とエネルギーウィンドウ幅とが指定されている。例えば、同時計数情報生成部２５は、同時計数情報生成条件として操作者が指定した「時間ウィンドウ幅：６００ｐｓｅｃ、エネルギーウィンドウ幅：３５０ｋｅＶ～５５０ｋｅＶ」を用いて同時計数情報を生成する。
　すなわち、同時計数情報生成部２５は、図７に示す「モジュールＩＤ」ごとの「検出時間（Ｔ）」および「エネルギー値（Ｅ）」を参照して、検出時間の差が「時間ウィンドウ幅：６００ｐｓｅｃ」以内であり、かつ、エネルギー値がともに「エネルギーウィンドウ幅：３５０ｋｅＶ～５５０ｋｅＶ」にある計数情報の組み合わせを、モジュール間で検索する。これにより、同時計数情報生成部２５は、同時計数情報を生成する。
　そして、同時計数情報生成部２５は、生成した同時計数情報を、図１に示すデータ記憶部２７に格納する。具体的には、同時計数情報生成部２５は、生成した同時計数情報を、検出時間計測条件とともに、図１に示すデータ記憶部２７の同時計数情報データ２７ａに格納する。ここで、検出時間計測条件は、上述したように、検出器モジュール１４ごとの補正時間と、検出時間計測方法との組み合わせとなる。すなわち、同時計数情報データ２７ａは、同時計数情報を、当該同時計数情報の組み合わせ元の計数情報に対応付けられたデジタルデータからガンマ線の検出時間を計測する際に用いられた検出時間計測方法と対応付けてさらに記憶する。図８Ａおよび図８Ｂは、同時計数情報データを説明するための図である。
　例えば、同時計数情報データ２７ａは、図８Ａに示すように、「Ｐ：Ｐ１１、Ｅ：Ｅ１１、Ｔ：Ｔ１１」と「Ｐ２２、Ｅ：Ｅ２２、Ｔ：Ｔ２２」との組み合わせを、２つの消滅フォトンが同時計数された情報である同時計数情報として記憶する。そして、同時計数情報データ２７ａは、図８Ａに示すように、「Ｐ：Ｐ１１、Ｅ：Ｅ１１、Ｔ：Ｔ１１」の計数情報に対応付けられたデジタルデータからガンマ線の検出時間を計測する際に用いられた検出時間計測方法「ＤＴ１＋Ｍ１」も記憶する。また、同時計数情報データ２７ａは、図８に示すように、「Ｐ２２、Ｅ：Ｅ２２、Ｔ：Ｔ２２」の計数情報に対応付けられたデジタルデータからガンマ線の検出時間を計測する際に用いられた検出時間計測条件「ＤＴ２＋Ｍ１」も記憶する。なお、「ＤＴ１」は、「ＩＤ：１」の検出器モジュール１４の補正時間であり、「Ｍ１」は、検出時間計測方法の内容を示すデータである。例えば、「Ｍ１」は、波形フィルター処理無しの方法１に基づく検出時間計測方法である。
　なお、同時計数情報生成部２５は、同時計数情報および検出時間計測条件とともに、同時計数情報の組み合わせ元の計数情報に対応付けられた光電子増倍管１４２のデジタルデータを同時計数情報データ２７ａに格納する場合であってもよい。これにより、同時計数情報データ２７ａは、例えば、「Ｐ：Ｐ１１、Ｅ：Ｅ１１、Ｔ：Ｔ１１」と「Ｐ２２、Ｅ：Ｅ２２、Ｔ：Ｔ２２」との同時計数情報を、図８Ｂに示すように記憶する。すなわち、同時計数情報データ２７ａは、図８Ｂに示すように、計数情報「Ｐ：Ｐ１１、Ｅ：Ｅ１１、Ｔ：Ｔ１１」および検出時間計測方法「ＤＴ１＋Ｍ１」に、デジタルデータ「Ｐ１ａ－１、・・・」を対応付けて記憶する。また、同時計数情報データ２７ａは、図８Ｂに示すように、計数情報「Ｐ２２、Ｅ：Ｅ２２、Ｔ：Ｔ２２」および検出時間計測方法「ＤＴ１＋Ｍ１」に、デジタルデータ「Ｐ２ｂ－１、・・・」を対応付けて記憶する。
　図１に戻って、画像再構成部２６は、同時計数情報生成部２５が生成した同時計数情報を投影データとして同時計数情報データ２７ａから読み出して、読み出した投影データを、例えば、逐次近似法を用いることで、ＰＥＴ画像を再構成する。あるいは、画像再構成部２６は、同時計数情報の検出時間の時間差を用いて、ＰＥＴ画像を再構成する。そして、画像再構成部２６は、再構成したＰＥＴ画像をデータ記憶部２７の画像データ２７ｂに格納する。
　システム制御部２８は、架台装置１０およびコンソール装置２０の動作を制御することによって、ＰＥＴ装置の全体制御を行う。具体的には、システム制御部２８は、寝台１２の移動や、計数情報収集部１６における計数情報の収集処理を制御する。また、システム制御部２８は、入力部２１を介して入力された操作者からの設定情報に基づいて、同時計数情報生成部２５における同時計数情報の生成処理や画像再構成部２６におけるＰＥＴ画像の再構成処理を制御する。また、システム制御部２８は、画像データ２７ｂが記憶するＰＥＴ画像を、表示部２２に表示するように制御する。
　そして、システム制御部２８は、図１に示す時間補正データ２７ｃを用いることで、同時計数情報生成部２５および画像再構成部２６の制御を行なう。
　時間補正データ２７ｃは、検出器が有する光電子増倍管１４２ごとのガンマ線の検出時間を補正するための補正時間を記憶する。すなわち、時間補正データ２７ｃは、検出器モジュール１４の時間補正をより正確に行なうためのデータとして、光電子増倍管１４２の補正時間を計測した結果を記憶する。以下、光電子増倍管１４２単位の補正時間の計測方法の具体例について図９および図１０を用いて説明する。図９は、光電子増倍管の補正時間の第１の計測方法を説明するための図であり、図１０は、光電子増倍管の補正時間の第２の計測方法を説明するための図である。
　第１の計測方法では、図９に示すように、計測対象となる光電子増倍管１４２の中心軸上にあるシンチレータ１４１の近傍に点線源３０が置かれる。そして、第１の計測方法では、点線源３０が置かれた絶対時間と、計測対象となる光電子増倍管１４２が点線源３０から放出されたガンマ線の検出結果を出力した絶対時間との差が計測される。かかる計測を、すべての光電子増倍管１４２に対して行なう。
　これにより、例えば、図９に示すように、「ＩＤ：１」の検出器モジュール１４が有する「ＰＭＴＩＤ：１ａ」の光電子増倍管１４２の補正時間が「ｔ１ａ」として計測される。同様に、「ＩＤ：１」の検出器モジュール１４が有する「ＰＭＴＩＤ：１ｂ」の光電子増倍管１４２の補正時間が「ｔ１ｂ」として計測される。同様に、「ＩＤ：１」の検出器モジュール１４が有する「ＰＭＴＩＤ：１ｃ」の光電子増倍管１４２の補正時間が「ｔ１ｃ」として計測される。
　第２の計測方法では、図１０に示すように、第１の計測方法と同様に、計測対象となる光電子増倍管１４２の中心軸上にあるシンチレータ１４１の近傍に点線源３０が置かれる。さらに、点線源を挟み込むように、測定用基準モジュールが配置される。ここで、測定用基準モジュールは、各光電子増倍管の出力時間の誤差が略「０」となるように調整された検出器モジュール１４である。そして、測定用基準モジュールの計測対象となる光電子増倍管１４２に対向する位置にある光電子増倍管の出力時間が計測される。また、計測対象となる光電子増倍管１４２の出力時間が計測される。そして、計測された出力時間の差が、例えば、図１０に示すように、計測対象となる光電子増倍管１４２の補正時間「ｔ１ａ」として計測される。
　そして、時間補正データ２７ｃは、上述した第１の計測方法や第２の計測方法の結果を記憶する。図１１は、時間補正データを説明するための図である。例えば、図１１に示す一例では、時間補正データ２７ｃは、「ＩＤ：１」の検出器モジュール１４において、「ＰＭＴＩＤ：Ｐ１ａ」の光電子増倍管１４２の補正時間を「ｔ１ａ」と記憶する。また、図１１に示す一例では、時間補正データ２７ｃは、「ＩＤ：２」の検出器モジュール１４において、「ＰＭＴＩＤ：Ｐ２ａ」の光電子増倍管１４２の補正時間を「ｔ２ａ」と記憶する。また、図１１に示す一例では、時間補正データ２７ｃは、「ＩＤ：３」の検出器モジュール１４において、「ＰＭＴＩＤ：Ｐ３ａ」の光電子増倍管１４２の補正時間を「ｔ３ａ」と記憶する。
　そして、図１に示すシステム制御部２８は、時間補正データ２７ｃが記憶する時間補正データを用いて、計数情報記憶部２４が記憶する各計数情報に対応付けられたデジタルデータからガンマ線の検出時間を補正することで新たな同時計数情報を生成するように同時計数情報生成部２５を制御する。図１２および図１３は、制御部による同時計数情報生成制御を説明するための図である。
　例えば、同時計数情報生成部２５は、システム制御部２８の制御により、図１２に示すように、「ＰＭＴＩＤ：Ｐ３ａ」から出力されたアナログデータに由来するデジタルデータの時間補正を「ｔ３ａ」により行なう。同時計数情報生成部２５は、かかる処理を、計数情報記憶部２４が記憶する各計数情報に対応付けられたデジタルデータすべてに対して実行する。
　そして、同時計数情報生成部２５は、システム制御部２８の制御により、計数情報収集部１６が実行した検出時間計測方法により、光電子増倍管ごとの時間補正が行なわれたデジタルデータから、計数情報の検出時間の再計測を行なう。そして、同時計数情報生成部２５は、システム制御部２８の制御により、再計測された検出時間を用いて、新たな同時計数情報を生成する。例えば、図１３に示すように、同時計数情報生成部２５は、「Ｐ：Ｐ１１、Ｅ：Ｅ１１、Ｔ：Ｔ’１１」と「Ｐ２２、Ｅ：Ｅ２２、Ｔ：Ｔ’２２」との組み合わせの同時計数情報を生成し、「Ｐ：Ｐ１２、Ｅ：Ｅ１２、Ｔ：Ｔ’１２」と「Ｐ３２、Ｅ：Ｅ３２、Ｔ：Ｔ’３２」との組み合わせの同時計数情報を生成する。
　そして、システム制御部２８は、同時計数情報生成部２５が生成した新たな同時計数情報に基づいて、新たなＰＥＴ画像を再構成するように画像再構成部２６を制御する。画像再構成部２６は、新たに生成したＰＥＴ画像を画像データ２７ｃに格納する。
　また、システム制御部２８は、同時計数情報データ２７ａが記憶する検出時間計測方法と異なる新たな検出時間計測方法を受け付けた場合、以下の処理を行なう。例えば、検出時間計測方法「Ｍ１」を、ある種類の波形フィルター処理後のデジタルデータにて行なうと変更する場合、「Ｍ１」の閾値を変更する場合、「Ｍ１」から方法２を用いた検出時間計測方法「Ｍ２」に変更する場合などに、システム制御部２８は、以下の処理を行なう。なお、新規の検出時間計測方法は、入力部２１を介した操作者の入力処理により、システム制御部２８に通知される。
　すなわち、システム制御部２８は、時間補正データ２７ｃが記憶する光電子増倍管１４２ごとの時間補正データおよび新たな検出時間計測方法を用いて、計数情報記憶部２４が記憶する各計数情報に対応付けられたデジタルデータからガンマ線の検出時間を再計測することで新たな同時計数情報を生成するように同時計数情報生成部２５を制御する。
　なお、計数情報収集部１６が収集した計数情報に基づいて再構成されたＰＥＴ画像と、新たに再構成されたＰＥＴ画像とは、システム制御部２８の制御により、両方とも表示部２２にて表示される場合であっても、新たに再構成されたＰＥＴ画像のみが表示部２２にて表示される場合であってもよい。
　また、同時計数情報データ２７ａは、新たに生成された同時計数情報と、デジタルデータの補正に用いた補正時間と、新たな検出時間計測方法とを対応付けて記憶する。なお、同時計数情報データ２７ａは、新たに生成された同時計数情報と、デジタルデータの補正に用いた補正時間と、新たな検出時間計測方法とともに、さらに、同時計数情報の組み合わせ元の計数情報に対応付けられた光電子増倍管１４２のデジタルデータを対応付けて記憶してもよい。
　次に、図１４を用いて、本実施例に係るＰＥＴ装置の処理の流れについて説明する。図１４は、本実施例に係るＰＥＴ装置の処理を説明するためのフローチャートである。
　図１４に示すように、実施例１に係るＰＥＴ装置は、入力部２１を介して、ＰＥＴ画像の撮影要求を受け付けたか否かを判定する（ステップＳ１０１）。ここで、ＰＥＴ画像の撮影要求を受け付けない場合（ステップＳ１０１否定）、ＰＥＴ装置は、待機状態となる。一方、ＰＥＴ画像の撮影要求を受け付けた場合（ステップＳ１０１肯定）、検出器は、被検体Ｐから放出されたガンマ線を検出する。そして、複数の光電子増倍管１４２は、時系列に沿って電気信号の強度が電圧値で表された波形のアナログデータを出力する。
　そして、ＡＤＣ１５は、光電子増倍管１４２のアナログデータをデジタルデータに変換し（ステップＳ１０２）、計数情報収集部１６は、計数情報を収集する（ステップＳ１０３）。
　その後、計数情報収集部１６は、計数情報記憶部２４に、収集した計数情報を光電子増倍管１４２のデジタルデータに対応付けて格納し（ステップＳ１０４）、同時計数情報生成部２５は、計数情報記憶部２４が記憶する計数情報から、同時計数情報を生成する（ステップＳ１０５）。
　続いて、同時計数情報生成部２５は、同時計測データ２７ａに、生成した同時計数情報を検出時間計測条件に対応付けて格納し（ステップＳ１０６）、画像再構成部２６は、同時計測データ２７ａが記憶する同時計数情報からＰＥＴ画像を再構成する（ステップＳ１０７）。
　そして、システム制御部２８は、入力部２１を介して操作者から新たな検出時間計測方法を受け付けたか否かを判定する（ステップＳ１０８）。
　ここで、新たな検出時間計測方法を受け付けた場合（ステップＳ１０８肯定）、同時計数情報生成部２５は、システム制御部２８の制御により、ＰＭＴ（光電子増倍管１４２）ごとの時間補正データおよび新規の検出時間計測方法を用いて、計数情報に対応付けられたデジタルデータから同時計数情報を再生成する（ステップＳ１０９）。そして、画像再構成部２６は、システム制御部２８の制御により、ステップＳ１０９にて再生成された同時計数情報を用いて、ＰＥＴ画像を再構成し（ステップＳ１１０）、処理を終了する。
　一方、新たな検出時間計測方法を受け付けなかった場合（ステップＳ１０８否定）、同時計数情報生成部２５は、システム制御部２８の制御により、ＰＭＴ（光電子増倍管１４２）ごとの時間補正データを用いて、計数情報に対応付けられたデジタルデータから同時計数情報を再生成する（ステップＳ１１１）。そして、画像再構成部２６は、システム制御部２８の制御により、ステップＳ１１１にて再生成された同時計数情報を用いて、ＰＥＴ画像を再構成し（ステップＳ１１２）、処理を終了する。
　上述してきたように、本実施例によれば、検出器は、被検体Ｐに投与された陽電子放出核種から放出されるガンマ線に由来する光の計数結果をアナログデータとして出力する光電子増倍管１４２を複数有する検出器モジュール１４がリング状に複数配列されることで構成される。ＡＤＣ１５は、各光電子増倍管１４２が出力したアナログデータをデジタルデータに変換する。
　そして、計数情報収集部１６は、ＡＤＣ１５が出力した光電子増倍管１４２ごとのデジタルデータから、検出器におけるガンマ線の検出位置、検出器にガンマ線が入射した時点における当該ガンマ線のエネルギー値および検出器がガンマ線を検出した検出時間を検出器の計数結果として収集する。計数情報記憶部２４は、計数情報収集部１６が収集した計数結果を、当該計数結果を収集するために用いられたデジタルデータと対応付けて記憶する。
　そして、同時計数情報生成部２５は、計数情報記憶部２４が記憶する計数情報におけるエネルギー値および検出時間に基づいて、陽電子放出核種から放出された一対のガンマ線が同時に計数された計数情報の組み合わせを検索することで同時計数情報を生成する。同時計数情報データ２７ａは、同時計数情報生成部２５が生成した同時計数情報を記憶する。画像再構成部２６は、同時計数情報データ２７ａが記憶する同時計数情報に基づいて、核医学画像（ＰＥＴ画像）を再構成する。
　時間補正データ２７ｃは、検出器が有する光電子増倍管１４２ごとのガンマ線の検出時間を補正するための時間補正データを記憶する。システム制御部２８は、時間補正データを用いて、計数情報記憶部２４が記憶する各計数情報に対応付けられたデジタルデータからガンマ線の検出時間を補正することで新たな同時計数情報を生成するように同時計数情報生成部２５を制御する。そして、システム制御部２８は、同時計数情報生成部２５が生成した新たな同時計数情報に基づいて、新たな核医学画像（ＰＥＴ画像）を再構成するように画像再構成部２６を制御する。
　従来のＰＥＴ装置では架台装置１０の内部でハードウェア構成の同時計数回路にて生成された同時計数情報しか保存することができなかった。これに対して、本実施例のＰＥＴ装置では、各検出器モジュール１４における計数情報をすべてコンソール装置２０内部に保存し、同時計数情報をコンソール装置２０内部で、例えば、ソフトウェアにより生成することができる。すなわち、実施例１によれば、操作者が異なる同時計数情報生成条件にて再構成されたＰＥＴ画像を参照したい場合、同時計数情報生成部２５は、新たな同時計数情報生成条件に基づいてただちに同時計数情報を生成することができる。
　また、近年、一対の消滅ガンマ線の検出時間差を利用して、ガンマ線が放出された位置を正確に特定するＴＯＦ（time　of　flight）－ＰＥＴ装置の開発が進められている。しかし、ＴＯＦ－ＰＥＴにて要求される時間ウィンドウ幅は、数百ｐｓｅｃのオーダであり、従来のＰＥＴ装置では、検出器モジュール１４から同時計数回路への信号伝達が光速を超えられないためＴＯＦ－ＰＥＴによるＰＥＴ画像を再構成することが困難であった。
　しかし、本実施例のＰＥＴ装置は、ｐｓｅｃ単位の精度にて検出時間が収集された計数情報から、同時計数情報をコンソール装置２０内部で生成することができるので、ＴＯＦ－ＰＥＴによるＰＥＴ画像を再構成することができる。
　さらに、本実施例では、光電子増倍管１４２が出力したアナログデータをデジタルデータとしてコンソール装置２０内部に記憶するので、コンソール装置２０内部で、光電子増倍管１４２ごとの補正時間を用いて各デジタルデータの出力時間を補正することができるすなわち、計数情報のみでは、時間ウィンドウ幅やエネルギーウィンドウ幅を変更することしかできないが、本実施例では、デジタルデータを計数情報とともに記憶し、さらに、光電子増倍管１４２ごとの補正時間を記憶することで、検出時間差が高精度で再計測された同時計数情報を再生成することができる。すなわち、本実施例では、ＴＯＦ－ＰＥＴによるＰＥＴ画像を、例えば、４００ｐｓｅｃより細かい検出時間差を用いて、再構成することができる。
　このように、本実施例では、再撮影を行なうことなく、画質が向上した核医学画像を再構成することが可能となる。
　また、本実施例によれば、同時計数情報データ２７ａは、同時計数情報生成部２５が生成した同時計数情報を、当該同時計数情報の組み合わせ元の計数情報に対応付けられたデジタルデータからガンマ線の検出時間を計測する際に用いられた検出時間計測方法と対応付けてさらに記憶する。そして、システム制御部２８は、同時計数情報生成部２５が記憶する検出時間計測方法と異なる新たな検出時間計測方法を受け付けた場合、時間補正データおよび新たな検出時間計測方法を用いて、各計数情報に対応付けられたデジタルデータからガンマ線の検出時間を再計測することで新たな同時計数情報を生成するように同時計数情報生成部２５を制御する。したがって、本実施例によれば、再撮影を行なうことなく、検出時間計測方法が変更された核医学画像を再構成することが可能となる。なお、上記の実施例では、検出器モジュール１４が、光検出器として複数の光電子増倍管１４２を有する場合について説明した。しかし、上記の実施例は、検出器モジュール１４が、光電子増倍管１４２の代わりに、半導体素子を用いた光検出器を有する場合であっても適用可能である。かかる光検出器としては、例えば、半導体素子アレイとしてアバランシェフォトダイオード（ＡＰＤ：Avalanche　Photodiode）を用いたシリコンフォトマルチプライアー（ＳｉＰＭ：Silicon　Photomultiplier）が挙げられる。
　以上、説明したとおり、本実施例によれば、再撮影を行なうことなくＰＥＴ画像の補正を行なうことが可能となる。
　本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。

Claims (8)

  1. 　被検体に投与された陽電子放出核種から放出されるガンマ線に由来する光の計数結果をアナログデータとして出力する光検出器を複数有する検出器モジュールが複数配列された検出器と、
    　各光検出器が出力したアナログデータをデジタルデータに変換する変換器と、
    　前記変換器が出力した前記光検出器ごとのデジタルデータから、前記検出器におけるガンマ線の検出位置、前記検出器にガンマ線が入射した時点における当該ガンマ線のエネルギー値および前記検出器がガンマ線を検出した検出時間を前記検出器の計数結果として収集する計数情報収集部と、
    　前記計数情報収集部が収集した前記計数結果を、当該計数結果を収集するために用いられたデジタルデータと対応付けて記憶する計数情報記憶部と、
    　前記計数情報記憶部が記憶する前記計数情報におけるエネルギー値および検出時間に基づいて、前記陽電子放出核種から放出された一対のガンマ線が同時に計数された計数情報の組み合わせを検索することで同時計数情報を生成する同時計数情報生成部と、
    　前記同時計数情報生成部が生成した前記同時計数情報を記憶する同時計数情報記憶部と、
    　前記同時計数情報記憶部が記憶する前記同時計数情報に基づいて、核医学画像を再構成する画像再構成部と、
    　前記検出器が有する光検出器ごとのガンマ線の検出時間を補正するための時間補正データを記憶する時間補正データ記憶部と、
    　前記時間補正データ記憶部が記憶する前記時間補正データを用いて、前記計数情報記憶部が記憶する各計数情報に対応付けられたデジタルデータからガンマ線の検出時間を補正することで新たな同時計数情報を生成するように前記同時計数情報生成部を制御し、前記同時計数情報生成部が生成した前記新たな同時計数情報に基づいて、新たな核医学画像を再構成するように前記画像再構成部を制御する制御部と、
    　を備える、核医学イメージング装置。
  2. 　前記同時計数情報記憶部は、前記同時計数情報生成部が生成した前記同時計数情報を、当該同時計数情報の組み合わせ元の計数情報に対応付けられたデジタルデータからガンマ線の検出時間を計測する際に用いられた検出時間計測条件と対応付けてさらに記憶し、
    　前記制御部は、前記同時計数情報記憶部が記憶する前記検出時間計測条件と異なる新たな検出時間計測条件を受け付けた場合、前記時間補正データ記憶部が記憶する前記時間補正データおよび前記新たな検出時間計測条件を用いて、前記計数情報記憶部が記憶する各計数情報に対応付けられたデジタルデータから前記ガンマ線の検出時間を補正することで新たな同時計数情報を生成するように前記同時計数情報生成部を制御する、請求項１に記載の核医学イメージング装置。
  3. 　前記計数情報収集部は、前記デジタルデータの出力値、または、波形フィルター処理後の前記デジタルデータの出力値が所定の閾値となった時点をガンマ線の検出時間として計測する方法を用いる、請求項１に記載の核医学イメージング装置。
  4. 　前記計数情報収集部は、前記デジタルデータを近似した近似曲線の出力値、または、前記波形フィルター処理後の前記デジタルデータを近似した近似曲線の出力値を、前記所定の閾値との比較対象とする、請求項３に記載の核医学イメージング装置。
  5. 　前記計数情報収集部は、前記デジタルデータの立ち上がり部分の傾きを近似した近似直線と基準線とが交差する時点、または、波形フィルター処理後の前記デジタルデータの立ち上がり部分の傾きを近似した近似直線と基準線とが交差する時点をガンマ線の検出時間として計測する方法を用いる、請求項１に記載の核医学イメージング装置。
  6. 　前記計数情報収集部は、前記デジタルデータにおける出力値が極値となった時点、または、波形フィルター処理後の前記デジタルデータの出力値が極値となった時点をガンマ線の検出時間として計測する方法を用いる、請求項１に記載の核医学イメージング装置。
  7. 　前記計数情報収集部は、前記デジタルデータを近似した近似曲線、または、前記波形フィルター処理後の前記デジタルデータを近似した近似曲線を用いて極値となる時点を計測する、請求項６に記載の核医学イメージング装置。
  8. 　被検体に投与された陽電子放出核種から放出されるガンマ線を検出する検出器モジュールが複数配列された検出器にて、前記検出器モジュールが複数有する光検出器それぞれが、前記ガンマ線に由来する光の計数結果をアナログデータとして出力し、
    　変換器が、各光検出器が出力したアナログデータをデジタルデータに変換し、
    　計数情報収集部が、前記変換器が出力した前記光検出器ごとのデジタルデータから、前記検出器におけるガンマ線の検出位置、前記検出器にガンマ線が入射した時点における当該ガンマ線のエネルギー値および前記検出器がガンマ線を検出した検出時間を前記検出器の計数結果として収集し、収集した前記計数結果を、当該計数結果を収集するために用いられたデジタルデータと対応付けて計数情報記憶部に格納し、
    　同時計数情報生成部が、前記計数情報記憶部が記憶する前記計数情報におけるエネルギー値および検出時間に基づいて、前記陽電子放出核種から放出された一対のガンマ線が同時に計数された計数情報の組み合わせを検索することで同時計数情報を生成し、生成した前記同時計数情報を同時計数情報記憶部に格納し、
    　画像再構成部が、前記同時計数情報記憶部が記憶する前記同時計数情報に基づいて、核医学画像を再構成し、
    　制御部が、時間補正データ記憶部に格納された前記検出器が有する光検出器ごとのガンマ線の検出時間を補正するための時間補正データを用いて、前記計数情報記憶部が記憶する各計数情報に対応付けられたデジタルデータからガンマ線の検出時間を補正することで新たな同時計数情報を生成するように前記同時計数情報生成部を制御し、前記同時計数情報生成部が生成した前記新たな同時計数情報に基づいて、新たな核医学画像を再構成するように前記画像再構成部を制御する、
    　ことを含む、核医学イメージング方法。
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