专利名称：核医学成像装置以及核医学成像方法
技术领域：
本发明的实施方式涉及核医学成像装置以及核医学成像方法。
背景技术：
以往，作为能够进行被检体的生物组织的功能诊断的医用图像诊断装置，周知一种正电子发射CT装置(PET装置，PET :PositronEmission computed ^Tomography，正电子发射型计算机成像)。具体而言，在PET检查中，将用正电子放射核素标识的药剂投放到被检体内。然后，PET装置通过在从药剂放射出的正电子与电子结合消失时，检测向大致反方向放射的511keV的一对γ射线，从而重建表示导入药剂后的被检体的组织分布的图像(PET 图像)。更具体而言，PET装置使用由在被检体的周围配置成环状的光子计数(photon counting)方式的检测模块构成的检测器同时计数向大致反方向放射的511keV的一对、 射线。并且，PET装置通过运算处理同时计数的γ射线的数据(同时计数信息)，进行PET 图像的重建。现有技术文献专利文献1 日本特开2007-107995号公报

发明内容
但是，在现有的PET装置中，只能保存通过由硬件构成的同时计数电路所生成的同时计数信息。即，在现有的PET装置中，由于来自被设为非同时计数的检测器模块的输出结果被丢弃，因此无法生成使时间窗宽度、能量窗宽度等同时计数用的参数发生变化的同时计数信息。因此，在现有的PET装置中，为了根据读影PET图像的解读者的要求对PET图像进行图像校正而需要进行PET图像的再摄影。实施方式涉及的核医学成像装置包括检测器、变换器、计数信息收集部、计数信息存储部、同时计数信息生成部、图像重建部、时间校正数据存储部、控制部。检测器排列多个检测器模块，该检测器模块具有多个将来自从被投放到被检体内的正电子放射核素放射出的Y射线的光的计数结果作为模拟数据输出的光检测器。变换器将各光检测器输出的模拟数据变换为数字数据。计数信息收集部根据上述变换器输出的各上述光检测器的数字数据，收集上述检测器的Y射线的检测位置、Y射线输入到上述检测器的时刻的该Y射线的能量值以及上述检测器检测出Y射线的检测时间作为上述检测器的计数结果。计数信息存储部将上述计数信息收集部收集到的上述计数结果与收集该计数结果所使用的数字数据对应在一起存储。同时计数信息生成部通过根据上述计数信息存储部存储的上述计数信息中的能量值以及检测时间，检索同时计数从上述正电子放射核素放射出的一对Y射线的计数信息的组合来生成同时计数信息。同时计数信息存储部存储上述同时计数信息生成部生成的上述同时计数信息。图像重建部根据上述同时计数信息存储部存储的上述同时计数信息，重建核医学图像。时间校正数据存储部存储用于校正上述检测器所具有的各光检测器的Y射线的检测时间的时间校正数据。控制部，以通过使用上述时间校正数据存储部存储的上述时间校正数据，根据与上述计数信息存储部存储的各计数信息对应在一起的数字数据校正Y射线的检测时间生成新同时计数信息的方式，控制上述同 时计数信息生成部，以根据上述同时计数信息生成部生成的上述新同时计数信息重建新核医学图像的方式，控制图像重建部。


图1为用于说明与本实施例相关的PET装置的结构的图。图2为用于说明检测器模块的图。图3为用于说明ADC的图。图4为用于说明计数信息收集部的图。图5为用于说明计数信息收集部进行的检测时间的计测的图(1)。图6A为用于说明计数信息收集部进行的检测时间的计测的图(2)。图6B为用于说明计数信息收集部进行的检测时间的计测的图(3)。图6C为用于说明计数信息收集部进行的检测时间的计测的图(4)。图6D为用于说明计数信息收集部进行的检测时间的计测的图(5)。图7为用于说明计数信息存储部的图。图8A为用于说明同时计数信息数据的图(1)。图8B为用于说明同时计数信息数据的图(2)。图9为用于说明光电倍增管的校正时间的第1计测方法的图。图10为用于说明光电倍增管的校正时间的第2计测方法的图。图11为用于说明时间校正数据的图。图12为用于说明控制部进行的同时计数信息生成控制的图(1)。图13为用于说明控制部进行的同时计数信息生成控制的图。图14为用于说明与本实施例相关的PET装置的处理的流程图。
具体实施例方式以下，参照附图，详细说明核医学成像装置的实施例。另外，以下，以作为核医学成像装置的PET装置为实施例进行说明。实施例PET装置是一种通过同时计数从导入了被投放到被检体内的正电子放射核素的组织放射出的一对Y射线，重建表示导入了正电子放射核素的组织的分布的PET图像的装置。并且，本实施例的PET装置不进行再摄影就进行PET图像的校正。以下，使用图1等对本实施例的PET装置的结构进行说明。图1为用于说明本实施例的PET装置的结构的图。如图1所示，本实施例的PET装置具有架台装置10与控制台装置20。架台装置10是在规定的监视(monitoring)期间内计数从被投放到被检体P内、 并且被有选择性地导入到被检体P的生物组织内的正电子放射核素放射出的一对Y射线的装置，具有躺板11、床12、床驱动部13、检测器模块14、ADC15、计数信息收集部16。另外， 架台装置10如图1所示具有成为摄影口的空洞躺板11是被检体P平躺的躺板，配置在床12之上。床驱动部13在后述的床控制部23的控制下，通过移动躺板11，从而将被检体P移动至架台装置10的摄影口内。检测器模块14是检测从被检体P放射出的Y射线的光子计数(photon counting)方式的检测器，在架台装置10内，多个检测器模块14被配置为将被检体P的周围包围成环状。以下，有将多个检测器模块14统一地仅记述为检测器的情况。另外，多个检测器模块14并不限定于配置成环状的情况。例如，检测器也可以是将多个检测器模块14 配置成半环状的情况。或者，例如，检测器也可以是隔着被检体P配置两组排列在平板上的多个检测器模块14的情况。图2为用于说明检测器模块的图。具体而言，检测器模块14如图2所示，是具有闪烁器141、作为光检测器的光电倍增管142 (PMT =Photomultiplier Tube)、光波导143的安格型检测器。闪烁器141如图2所示二维排列多个将从被检体P放射出而入射的γ射线变换为可视光的 NaI (Sodium Iodide)或 BGO(BismuthGermanate)、LYSO (Lutetium Yttrium Oxyorthosi1icate)、 LSO(Lutetium Oxyorthosi1icate)、 LGSO(Lutetium GadoliniumOxyorthosilicate)等。并且，光电倍增管142是将从闪烁器141输出的可视光倍增并将其变换为电信号的装置，如图2所示，经由光波导143密集地配置多个。光波导 143用于将从闪烁器141输出的可视光传递至光电倍增管142，由透光性优良的塑料材料等构成。另外，光电倍增管142由接收闪烁光产生光电子的光电阴极、提供用于对产生的光电子加速的电场的多级倍增电极以及作为电子流出口的阴极组成。因光电效应而从光电阴极放射出的电子向倍增电极加速与倍增电极的表面碰撞，叩击出多个电子。通过经历多级倍增电极重复该现象，雪崩似地倍增电子数量，阳极中的电子数量达至约100万。在该例子中，光电倍增管142的增益率变成100万倍。并且，为了利用了雪崩现象的增幅，在倍增电极与阳极之间通常施加600伏以上的电压。这样，检测器模块14通过利用闪烁器141将γ射线变换为可视光，利用光电倍增管142将变换后的可视光变换为电信号，从而计数从被检体P放射出的γ射线的数量。另夕卜，光电倍增管142输出沿时间序列电信号强度用电压值来表示的波形的模拟数据。返回至图1，ADC15是A/D变换器(Analog/Digital Convertor)，将各光电倍增管 142输出的模拟数据变换为数字数据。具体而言，ADC15是能进行高速处理的数字式示波器，例如，ASC芯片。图3为用于说明ADC的图。图3的左图为光电倍增管142输出的模拟数据的一例子。ADC15通过高速采样模拟数据，如图3的右图所示，生成可推定模拟数据的信号波形的数字数据。返回至图1，计数信息收集部16根据ADC15输出的每个光电倍增管142的数字数据，收集检测器中的Y射线的检测位置、Y射线入射到检测器的时刻的该Y射线的能量值以及检测器检测出Y射线的检测时间，作为检测器的计数结果。具体而言，计数信息收集部16收集γ射线在检测器模块14上的检测位置、Y射线入射到检测器模块14的时刻的能量值、γ射线在检测器模块14上的检测时间，作为基于多个检测器模块14的计数结果的计数信息。
首先，计数信息收集部16为了根据检测器模块14的计数结果收集检测位置，而使用数字数据进行安格型位置计算处理。具体而言，计数信息收集部16如图4所示，通过根据在相同的定时将闪烁器141的闪烁光转为电信号并输出的各光电倍增管142的位置以及与电信号强度对应的Y射线的能量值对重心位置进行运算，从而计测表示Y射线入射到的闪烁器的位置的闪烁器编号(P)。另外，计数信息收集部16在光电倍增管142是位置检测型光电倍增管时，使用位置检测型光电倍增管进行检测位置的收集。并且，计数信息收集部16计算通过对各光电倍增管142输出的电信号的数字数据进行运算处理(积分处理以及微分处理)而生成的波形的波高。然后，计数信息收集部16 计测计算出的波高作为入射到检测器模块14的Y射线的能量值(E)。并且，计数信息收集部16计测检测器模块14检测出γ射线的检测时间(T)。在此，检测时间(T)既可以是绝对时间(时刻)，也可以是从PET图像的摄影开始时刻开始的相对时间，而计数信息收集部16例如以10_12秒(psec)单位的精度收集检测时间(T)。通过该处理，计数信息收集部16如图4所示，收集与用于专门确定检测器模块14 的“模块ID”对应在一起的“‘P 闪烁器编号’、 能量值’以及‘T 检测时间’”作为计数 fn息ο在此，针对上述检测时间的计测，使用图5以及图6进行详细说明。图5、图6A、图 6B、图6C以及图6D为用于说明计数信息收集部进行的检测时间的计测的图。计数信息收集部16使用预先计测出的每个检测器模块14的校正时间，进行数字数据的时间校正。例如，PET装置的管理者使用内含Ge(锗)的点状射线源，计测每个检测器模块14的检测时间差。例如，点状射线源被设置在成为被配置成环状的多个检测器模块14的大致中心的位置。并且，计数信息收集部16使用数字数据计测检测器模块14从点状射线源放射出的γ 射线的检测时间。由此，计数信息收集部16计测多个检测器模块14之间的检测时间差。并且，计数信息收集部16如图5所示，使用计测出的检测时间差，对每个检测器模块14进行数字数据的时间校正。图5所示的一例示出了对校正对象的检测器模块14的检测时间比真正的检测时间早的检测器模块14的数字数据进行时间校正的情况。并且，计数信息收集部16对时间校正后的数字数据，通过预先设定的检测时间计测方法计测Y射线的检测时间。例如，计数信息收集部16如图6A所示，计测成为预先设定的电压值的阈值(TH)的时刻，作为Y射线的检测时间(T)。另外，以下，将使用阈值的方法记述为“方法1”。或者，计数信息收集部16如图6B所示，用直线来近似时间校正后的数字数据的上升部分的绘图。该近似直线反映模拟数据的上升的倾斜。并且，计数信息收集部16如图6B 所示，计测近似曲线与GND(Groimd)线交叉的时刻(交点)作为、射线的检测时间(T)。 另外，以下，将使用倾斜的方法记述为“方法2” 或者，计数信息收集部16如图6C所示，计测时间校正后的数字数据中的电压值成为极值的时间，作为Y射线的检测时间(T)。另外，在使用极值时，计数信息收集部16如图 6D所示，通过利用最小二乘法等计算近似曲线，从而计测成为极值的时间。并且，在使用阈值时，计数信息收集部16也通过根据数字数据计算近似曲线从而计测Y射线的检测时间。 另外，以下，将使用极值的方法记述为“方法3”。在此，模拟数据未必成为平滑的曲线。因此，计数信息收集部16也可以是通过对时间校正后的数字数据进行波形滤波处理，从而在整形为平滑波形后使用上述3种方法中的某一种，计测检测时间。S卩，计数信息收集部16在检测时间中使用的检测时间计测条件由每个检测器模块14的校正时间与检测时间计测方法的组合来决定。另外，检测时间计测方法通过是无波形滤波处理地进行上述3种方法中的某一种、或者还是在通过任何种类的波形滤波处 理后进行上述3种的某一种方法来设定。另外，计数信息收集部16的检测时间计测方法是在 PET装置中由操作者预先设定的信息。计数信息收集部16通过这样设定的同一检测时间计测方法，计测检测时间。并且，计数信息收集部16将收集到的计数信息与收集计数信息用的数字数据一起发送至控制台装置20 (后述的计数信息存储部24)。另外，被发送的数字数据是ADC15输出的时间校正前的数据。返回至图1，控制台装置20是在接收操作者对PET装置的操作的同时，根据由架台装置10收集到的计数信息重建PET图像的装置。具体而言，控制台装置20如图1所示，具有输入部21、显示部22、床控制部23、计数信息存储部24、同时计数信息生成部25、图像重建部沈、数据存储部27、系统控制部28， 控制台装置20所具有的各部经由内部总线相连。输入部21具有用于PET装置的操作者输入各种指示或各种设定的鼠标或键盘等， 将从操作者处接收到的指示或设定的信息转送至系统控制部观。例如，输入部21从操作者处接收重建PET图像时的重建条件、用于进行图像校正的校正条件等。显示部22是由操作者参照的监视器，在系统控制部观的控制下，向操作者显示PET图像或显示用于经由输入部21从操作者处接收各种指示或各种设定等的 GUI (Graphical User hterface 图形用户界面)。床控制部23通过控制床驱动部13，将被检体P移动至架台装置10的摄影口内。计数信息存储部M将计数信息收集部16收集到的每个检测器模块14的计数信息与用于收集计数结果的数字数据对应在一起存储。图7为用于说明计数信息存储部的图。在图7所示的一例子中，针对每个“模块ID”，将计数信息与用于收集计数信息的数字数据对应在一起保存至计数信息存储部M内。例如，计数信息存储部M如图7所示将 “模块ID :D1”的计数信息“P =PlUE =ElUT :T11”与用于收集“P =PlUE =ElUT :Τ11”的数据“Pla-Ι、... ”对应在一起存储。并且，计数信息存储部对如图7所示，将“模块ID :D2”的计数信息“P :P21、E :E21、T :T21” 与用于收集“P :Ρ21、Ε :Ε21、Τ :Τ21” 的数据“P2c_l、. . ·，， 对应在一起存储。另外，图中的“P”、“E”以及“T”分别表示“闪烁器编号”、“能量值”以及 “检测时间”。并且，例如，“Pla-Ι”表示是“模块ID :D1”的检测器模块14具有的“ID :1a” 光电倍增管142第“1”次计测γ射线的数据。并且，计数信息存储部M如图7所例示的，针对“模块ID :D3”等检测器模块14也同样将计数信息与用于收集该计数信息的数字数据对应在一起存储。返回至图1，同时计数信息生成部25通过根据计数信息存储部对存储的计数信息中的能量值以及检测时间，检索同时计数从正电子放射核素放射出的一对Y射线的计数信息的组合，从而生成用于决定从正电子放射出的一对Y射线的入射方向的同时计数信肩、O 具体而言，同时计数信息生成部25根据操作者经由输入部21输入的重建条件中包含的同时计数信息生成条件，生成同时计数信息。在此，同时计数信息生成条件中指定了时间窗宽度与能量窗宽度。例如，同时计数信息生成部25使用操作者指定的“时间窗宽度 600pSec、能量窗宽度350keV 550keV”作为同时计数信息生成条件，生成同时计数信息。S卩，同时计数信息生成部25参照图7所示的每个“模块ID”的“检测时间⑴，，以及“能量值(E)”，在模块之间检索检测时间的差为“时间窗宽度600pSec”以内、且能量值均在“能量窗宽度350keV 550keV”内的计数信息的组合。由此，同时计数信息生成部25 生成同时计数信息。并且，同时计数信息生成部25将所生成的同时计数信息保存在图1所示的数据存储部27内。具体而言，同时计数信息生成部25将所生成的同时计数信息与检测时间计测条件一起存储在图1所示的数据存储部27的同时计数信息数据27a中。在此，检测时间计测条件如上所述成为每个检测器模块14的校正时间与检测时间计测方法的组合。即，同时计数信息数据27a还将同时计数信息与根据与该同时计数信息的组合元的计数信息对应在一起的数字数据计测Y射线的检测时间时使用的检测时间计测方法对应在一起存储。图 8A以及图8B为用于说明同时计数信息数据的图。例如，同时计数信息数据27a如图8A所示，存储“P =PlUE :E11、T :T11”与“P22、 E :Ε22、Τ :Τ22”的组合作为同时计数两个消失光子的信息即同时计数信息。并且，同时计数信息数据27a如图8A所示，也存储根据与“P :P1UE:E1UT =Tll"的计数信息对应在一起的数字数据计测Y射线的检测时间时使用的检测时间计测方法“DT1+M1”。并且，同时计数信息数据27a如图8所示也存储根据与“P22、E :E22、T :T22”的计数信息对应在一起的数字数据计测Y射线的检测时间时使用的检测时间计测条件“DT2+M”。另外，“DT1”是“ID: 1”检测器模块14的校正时间，“Ml”是表示检测时间计测方法的内容的数据。例如，“Ml” 是基于无波形滤波处理的方法1的检测时间计测方法。另外，同时计数信息生成部25也可以是将与同时计数信息的组合元的计数信息对应在一起的光电倍增管142的数字数据与同时计数信息以及检测时间计测条件一起保存在同时计数信息数据27a中的情况。由此，同时计数信息数据27a如图8B所示存储例如 “P =PlU E =ElU T :T11”与“P22、E :Ε22、T :Τ22”的同时计数信息。即，同时计数信息数据 27a如图8B所示对于计数信息“P =PlUE =ElUT =Tll"以及检测时间计测方法“DT1+M1 ”， 将数字数据“Pla-Ι、... ”对应在一起存储。并且，同时计数信息数据27a如图8B所示对计数信息“P22、E :E22、T :T22”以及检测时间计测方法“DT1+M1”将数字数据“P2b_l、. . · ”对应在一起存储。返回至图1，图像重建部26从同时计数信息数据27a中读出同时计数信息生成部 25生成的同时计数信息作为投影数据，并通过对读出的投影数据使用例如逐渐近似法来重建PET图像。或者，图像重建部26使用同时计数信息的检测时间的时间差，重建PET图像。 并且，图像重建部26将重建的PET图像保存在数据存储部27的图像数据27b中。系统控制部28通过控制架台装置10以及控制台装置20的动作，从而进行PET装置的整体控制。具体而言，系统控制部28控制床12的移动、计数信息收集部16的计数信息的收集处理等。并且，系统控制部28根据经由输入部21输入的来自操作者的设定信息，控制同时计数信息生成部25的同时计数信息的生成处理、图像重建部26的PET图像的重建处理等。并且，系统控制部28以在显示部22上显示的方式控制图像数据27b存储的PET 图像。并且，系统控制部28通过使用图1所示的时间校正数据27c，进行同时计数信息生成部25以及图像重建部26的控制。时间校正数据27c存储用于校正检测器所具有的每个光电倍增管142的、射线的检测时间的校正时间。即，时间校正数据27c存储计测光电倍增管142的校正时间的结果，作为用于更准确地进行检测器模块14的时间校正的数据。以下，针对光电倍增管142 单位的校正时间的计测方法的具体例子使用图9以及图10进行说明。图9为用于说明光电倍 增管的校正时间的第1计测方法的图，图10为用于说明光电倍增管的校正时间的第2 计测方法的图。在第1计测方法中，如图9所示，在位于成为计测对象的光电倍增管142的中心轴上的闪烁器141附近放置点状射线源30。并且，在第1计测方法中，计测放置点状射线源 30的绝对时间与成为计测对象的光电倍增管142输出从点状射线源30放射出的γ射线的检测结果的绝对时间之间的差。对所有光电倍增管142进行该计测。由此，例如，如图9所示，计测“ID :1”检测器模块14所具有的“PMTID :1a”光电倍增管142的校正时间作为“tla”。同样，计测“ID :1”检测器模块14所具有的“PMTID lb”光电倍增管142的校正时间作为“tlb”。同样，计测“ID :1”检测器模块14所具有的 "PMTID :1c”光电倍增管142的校正时间作为“tic”。在第2计测方法中，如图10所示，与第1计测方法一样，在位于成为计测对象的光电倍增管142的中心轴上的闪烁器141附近放置点状射线源30。进而，以隔着点状射线源的方式配置测定用基准模块。在此，测定用基准模块是被调整为各光电倍增管的输出时间的误差大致为0的检测器模块14。并且，计测位于与成为测定用基准模块的计测对象的光电倍增管142相对的位置的光电倍增管的输出时间。并且，计测成为计测对象的光电倍增管142的输出时间。并且，计测出的输出时间差例如如图10所示地被计测为成为计测对象的光电倍增管142的校正时间“tla”。并且，时间校正数据27c存储上述的第1计测方法或第2计测方法的结果。图11 为用于说明时间校正数据的图。例如，在图11所示的一例中，时间校正数据27c在“ID :1” 检测器模块14中将“PMTID :Pla”光电倍增管142的校正时间存储为“tla”。并且，在图11 所示的一例中，时间校正数据27c在“ID :2”检测器模块14中，将“PMTID :P2a”光电倍增管 142的校正时间存储为“t2a”。并且，在如图11所示的一例中，时间校正数据27c在“ID 3”检测器模块14中，将“PMTID :P3a”光电倍增管142的校正时间存储为“t3a”。并且，图1所示的系统控制部28以通过使用时间校正数据27c存储的时间校正数据，根据与计数信息存储部24存储的各计数信息对应在一起的数字数据来校正γ射线的检测时间，从而生成新同时计数信息的方式控制同时计数信息生成部25。图12以及图13 为用于说明控制部进行的同时计数信息生成控制的图。例如，同时计数信息生成部25通过系统控制部28的控制，根据“t3a”进行来自从 "PMTID :P3a”输出的模拟数据的数字数据的时间校正。同时计数信息生成部25对所有与计数信息存储部24存储的各计数信息对应在一起的数字数据执行该处理。
并且，同时计数信息生成部25通过系统控制部观的控制，利用计数信息收集部16 执行的检测时间计测方法，根据进行了每个光电倍增管的时间校正后的数字数据，进行计数信息的检测时间的再计测。并且，同时计数信息生成部25通过系统控制部观的控制，使用再次计测出的检测时间，生成新同时计数信息。例如，如图13所示，同时计数信息生成部 25生成“P :P11、E :E11、T :T11”与“P22、E :E22、T :T22”的组合的同时计数信息，生成“P Ρ12、Ε :Ε12、Τ :Τ，12” 与 “Ρ32、Ε :Ε32、Τ :Τ，32” 的组合的同时计数信息。并且，系统控制部28以根据同时计数信息生成部25生成的新同时计数信息，重建新PET图像的方式控制图像重建部26。图像重建部沈将新生成的PET图像存储在图像数据27c中。并且，系统控制部观在已接收与同时计数信息数据27a存储的检测时间计测方法不同的新检测时间计测方法的情况下，进行以下处理。例如，在将检测时间计测方法“Ml” 变更为使用某种波形滤波处理后的数字数据进行时、变更“Ml”的阈值时、从“Ml”变更为使用了方法2的检测时间计测方法“M2”时等，系统控制部观进行以下处理。另外，新的检测时间计测方法通过经由输入部21的操作者的输入处理，通知给系统控制部28。S卩，系统控制部观以通过使用时间校正数据27c存储的每个光电倍增管142的时间校正数据以及新检测时间计测方法，根据与计数信息存储部M存储的各计数信息对应在一起的数字数据再次计测Y射线的检测时间而生成新同时计数信息的方式控制同时计数信息生成部25。另外，根据计数信息收集部16收集到的计数信息重建的PET图像与新重建的PET 图像既可以是通过系统控制部28的控制，双方都显示在显示部22上的情况，也可以只有新重建的PET图像显示在显示部22上的情况。并且，同时计数信息数据27a将新生成的同时计数信息、数字数据校正用的校正时间、新检测时间计测方法对应在一起存储。另外，同时计数信息数据27a也可以将与同时计数信息的组合元的计数信息对应在一起的光电倍增管142的数字数据与新生成的同时计数信息、数字数据校正用的校正时间、新检测时间计测方法一起对应起来存储。接着，使用图14，对本实施例的PET装置的处理流程进行说明。图14为用于说明本实施例的PET装置的处理的流程图。如图14所示，实施例1的PET装置判定经由输入部21是否已接收PET图像的摄影要求(步骤S101)。在此，在未接收PET图像的摄影要求的情况下(步骤SlOl为否定)， PET装置变为待机状态。另一方面，在已接收PET图像的摄影要求的情况下(步骤SlOl为肯定)，检测器检测从被检体P放射出的Y射线。然后，多个光电倍增管142输出沿时间序列用电压值表示电信号强度的波形的模拟数据。并且，ADC15将光电倍增管142的模拟数据变换为数字数据(步骤S102)，计数信息收集部16收集计数信息(步骤S103)。其后，计数信息收集部16在计数信息存储部M内将收集到的计数信息与光电倍增管142的数字数据对应在一起保存(步骤S104)，同时计数信息生成部25根据计数信息存储部M存储的计数信息，生成同时计数信息(步骤S105)。接着，同时计数信息生成部25在同时计测数据27a内将生成的同时计数信息与检测时间计测条件对应在一起保存(步骤S106)，图像重建部沈根据同时计测数据27a存储的同时计数信息重建PET图像(步骤S107)。并且，系统控制部28判定经由输入部21从操作者处是否已接收新检测时间计测方法(步骤S108)。在此，在已接收新检 测时间计测方法的情况下(步骤S108为肯定)，同时计数信息生成部25基于系统控制部28的控制，使用每个PMT(光电倍增管142)的时间校正数据以及新的检测时间计测方法，根据与计数信息对应在一起的数字数据再次生成同时计数信息 (步骤S109)。并且，图像重建部26通过系统控制部28的控制，使用在步骤S109中再次生成的同时计数信息，重建PET图像(步骤S110)，结束处理。另一方面，在未接收到新检测时间计测方法的情况下(步骤S108为否定)，同时计数信息生成部25基于系统控制部28的控制，使用每个PMT (光电倍增管142)的时间校正数据，根据与计数信息对应在一起的数字数据再次生成同时计数信息(步骤S111)。并且， 图像重建部26基于系统控制部28的控制，使用在步骤Slll中再次生成的同时计数信息， 重建PET图像(步骤Sl 12)，结束处理。如上所述，根据本实施例，检测器通过将多个检测器模块14排列成环状而构成， 该检测器模块14具有多个将来自从投放到被检体P内的正电子放射核素放射出的Y射线的光的计数结果作为模拟数据而输出的光电倍增管142。ADC15将各光电倍增管142输出的模拟数据变换为数字数据。并且，计数信息收集部16根据ADC15输出的每个光电倍增管142的数字数据，收集检测器中的Y射线的检测位置、Y射线入射到检测器的时刻下的该Y射线的能量值以及检测器检测出Y射线的检测时间，作为检测器的计数结果。计数信息存储部24将计数信息收集部16收集到的计数结果与收集该计数结果用的数字数据对应在一起存储。并且，同时计数信息生成部25通过根据计数信息存储部24存储的计数信息中的能量值以及检测时间，检索同时计数从正电子放射核素放射出的一对Y射线的计数信息的组合，从而生成同时计数信息。同时计数信息数据27a存储同时计数信息生成部25生成的同时计数信息。图像重建部26根据同时计数信息数据27a存储的同时计数信息，重建核医学图像(PET图像)。时间校正数据27c存储用于校正检测器所具有的每个光电倍增管142的、射线的检测时间的时间校正数据。系统控制部28以通过使用时间校正数据，根据与计数信息存储部24存储的各计数信息对应在一起的数字数据校正γ射线的检测时间来生成新同时计数信息的方式，控制同时计数信息生成部25。并且，系统控制部28根据同时计数信息生成部25生成的新同时计数信息，重建新核医学图像(PET)图像的方式控制图像重建部26。现有的PET装置只能保存在架台装置10的内部使用硬件结构的同时计数电路生成的同时计数信息。与此相对，在本实施例的PET装置中，能在控制台装置20的内部保存所有各检测器模块14的计数信息，并在控制台装置20的内部例如通过软件生成同时计数信息。即，根据实施例1，在操作者想要参照使用不同的同时计数信息生成条件重建的PET图像时，同时计数信息生成部25能根据新的同时计数信息生成条件即可生成同时计数信息。并且，近年来，推进开发一种利用一对消失Y射线的检测时间差，准确确定放射出Y射线的位置的TOF(time of flight)-PET装置。但是，TOF-PET要求的时间窗宽度为数百Psec程度，现有的PET装置由于从检测器模块14向同时计数电路的信号传达不能超过光速，因此很难重建TOF-PET的PET图像。但是，本实施例PET装置由于可以根据以psec单位精度收集到检测时间的计数信息，在控制台装置20的内部生成同时计数信息，因此可以重建TOF-PET的PET图像。进而，在本实施例中，由于将光电倍增管142输出的模拟数据作为数字数据存储在控制台装置20内部，因此可以在控制台装置20的内部，使用每个光电倍增管142的校正时间校正各数字数据的输出时间即只能在计数信息中变更时间窗宽度或能量窗宽度，但在本实施例中，通过将数字数据与计数信息一起存储，并且存储每个光电倍增管142的校正时间，从而可以再次生成以高精度再次计测检测时间差的同时计数信息。即，在本实施例中，能够使用比例如400PSEC更细微的检测时间差，重建TOF-PET的PET图像。这样，在本实施例中，无需进行再次摄影就能重建画质提高的核医学图像。

并且，根据本实施例，同时计数信息数据27a还将同时计数信息生成部25生成的同时计数信息与根据与该同时计数信息的组合元的计数信息对应在一起的数字数据计测 Y射线的检测时间时使用的检测时间计测方法对应在一起存储。并且，系统控制部28在已经接收与同时计数信息生成部25存储的检测时间计测方法不同的新检测时间计测方法的情况下，以通过使用时间校正数据以及新检测时间计测方法，根据与各计数信息对应在一起的数字数据再次计测Y射线的检测时间来生成新同时计数信息的方式，控制同时计数信息生成部25。因此，根据本实施例，无需进行再次摄影就能重建变更了检测时间计测方法的核医学图像。另外，在上述实施例中，针对检测器模块14具有多个光电倍增管142作为光检测器的情况进行了说明。但是，上述实施例即使是具有使用了半导体元件的光检测器来代替光电倍增管的情况也可适用。作为该光检测器，例如，列举出使用了雪崩光电二极管 (APD =Avalanche Photodiode)的硅光电倍增管(SiPM :SiliconPhotomultiplier)作为半导体元件。如上所述，根据本实施例，无需进行再次摄影就可进行PET图像的校正。针对本发明的几个实施方式进行了说明，但这些实施方式是作为例子而示出的， 并不意图要限定发明的范围。这些实施方式可通过其他各种方式来实施，在不脱离发明的要旨范围内，能进行各种省略、置换、并更。这些实施方式或其变形与包含在发明的范围或要旨内一样，包含在权利要求范围内记述的发明与其等价的范围内。
权利要求
1.一种核医学成像装置，其特征在于，包括检测器，排列多个检测器模块，该检测器模块具有多个将来自从投放到被检体内的正电子放射核素放射出的Y射线的光的计数结果作为模拟数据输出的光检测器； 变换器，将各光检测器输出的模拟数据变换为数字数据；计数信息收集部，根据上述变换器输出的每个上述光检测器的数字数据，收集上述检测器的Y射线的检测位置、Y射线入射到上述检测器的时刻的该Y射线的能量值以及上述检测器检测出Y射线的检测时间作为上述检测器的计数结果；计数信息存储部，将上述计数信息收集部收集到的上述计数结果与收集该计数结果用的数字数据对应在一起存储；同时计数信息生成部，通过根据上述计数信息存储部存储的上述计数信息中的能量值以及检测时间，检索同时计数从上述正电子放射核素放射出的一对Y射线的计数信息的组合从而生成同时计数信息；同时计数信息存储部，存储上述同时计数信息生成部生成的上述同时计数信息； 图像重建部，根据上述同时计数信息存储部存储的上述同时计数信息，重建核医学图像；时间校正数据存储部，存储用于校正上述检测器所具有的每个光检测器的Y射线的检测时间的时间校正数据；控制部，以通过使用上述时间校正数据存储部存储的上述时间校正数据，根据与上述计数信息存储部存储的各计数信息对应在一起的数字数据校正Y射线的检测时间来生成新同时计数信息的方式，控制上述同时计数信息生成部，以根据上述同时计数信息生成部生成的上述新同时计数信息重建新核医学图像的方式，控制上述图像重建部。
2.根据权利要求1所述的核医学成像装置，其特征在于上述同时计数信息存储部还将上述同时计数信息生成部生成的上述同时计数信息与根据与检测时间计测条件对应在一起存储，该检测时间计测条件是该同时计数信息的组合元的计数信息对应在一起的数字数据计测Y射线的检测时间时使用的条件；上述控制部以在接收到了与上述同时计数信息存储部存储的上述检测时间计测条件不同的新检测时间计测条件的情况下，通过使用上述时间校正数据存储部存储的上述时间校正数据以及上述新检测时间计测条件，根据与上述计数信息存储部存储的各计数信息对应在一起的数字数据校正上述Y射线的检测时间来生成新同时计数信息的方式，控制上述同时计数信息生成部。
3.根据权利要求1所述的核医学成像装置，其特征在于上述计数信息收集部使用计测上述数字数据的输出值或波形滤波处理后的上述数字数据的输出值成为规定阈值的时刻作为Y射线的检测时间的方法。
4.根据权利要求3所述的核医学成像装置，其特征在于上述计数信息收集部将对上述数字数据进行了近似的近似曲线的输出值或对上述波形滤波处理后的上述数字数据进行了近似的近似曲线的输出值作为与上述规定阈值的比较对象。
5.根据权利要求1所述的核医学成像装置，其特征在于上述计数信息收集部使用计测对上述数字数据的上升部分的倾斜进行了近似的近似直线与基准线交叉的时刻或对波形滤波处理后的上述数字数据的上升部分的倾斜进行了近似的近似直线与基准线交叉的时刻作为Y射线的检测时间的方法。
6.根据权利要求1所述的核医学成像装置，其特征在于上述计数信息收集部使用计测上述数字数据中的输出值成为极值的时刻或波形滤波处理后的上述数字数据的输出值成为极值的时刻作为Y射线的检测时间的方法。
7.根据权利要求6所述的核医学成像装置，其特征在于上述计数信息收集部使用对上述数字数据进行了近似的近似曲线或对上述波形滤波处理后的上述数字数据进行了近似的近似曲线，计测成为极值的时刻。
8.一种核医学成像方法，其特征在于在排列多个检测从投放到被检体内的正电子放射核素放射出的Y射线的检测器模块的检测器内，上述检测器模块所具有的多个光检测器中的每一个将来自上述Y射线的光的计数结果作为数字数据输出，变换器将各光检测器输出的模拟数据变换为数字数据，计数信息收集部根据上述变换器输出的每个上述光检测器的数字数据收集上述检测器的Y射线的检测位置、Y射线入射到上述检测器的时刻的该Y射线的能量值以及上述检测器检测出Y射线的检测时间作为上述检测器的计数结果，并将收集到的上述计数结果与用于收集该计数结果而使用的数字数据对应在一起保存在计数信息存储部内，同时计数信息生成部通过根据上述计数信息存储部存储的上述计数信息中的能量值以及检测时间，检索同时计数从上述正电子放射核素放射出的一对Y射线的计数信息的组合来生成同时计数信息，并将生成的上述同时计数信息保存在同时计数信息存储部内，图像重建部根据上述同时计数信息存储部存储的上述同时计数信息重建核医学图像，控制部以通过使用用于校正时间校正数据存储部内保存的上述检测器所具有的每个光检测器的Y射线的检测时间的时间校正数据，根据与上述计数信息存储部存储的各计数信息对应在一起的数字数据校正Y射线的检测时间来生成新同时计数信息的方式，控制上述同时计数信息生成部，以根据上述同时计数信息生成部生成的上述新同时计数信息重建新核医学图像的方式，控制上述图像重建部。
全文摘要
本发明提供一种核医学成像装置以及核医学成像方法。在实施例核医学成像装置中，ADC(15)将各光检测器的输出数据变换为数字数据。计数信息收集部(16)根据数字数据收集计数结果，计数信息存储部(24)将计数结果与数字数据对应在一起存储。同时计数信息生成部(25)生成同时计数信息。图像重建部(26)根据同时计数信息，重建PET图像。时间校正数据(27c)存储每个光检测器的校正时间。系统控制部(28)通过使用校正时间，根据与各计数信息对应在一起的数字数据校正γ射线的检测时间来生成新的同时计数信息。系统控制部(28)根据同时计数信息生成部(25)生成的新同时计数信息，重建新的核医学图像。
文档编号G01T1/161GK102439483SQ201180001790
公开日2012年5月2日 申请日期2011年8月3日 优先权日2010年8月9日
发明者高山卓三 申请人:东芝医疗系统株式会社, 株式会社东芝