CN102670233A - 正电子放射计算机断层摄影装置 - Google Patents

正电子放射计算机断层摄影装置 Download PDF

Info

Publication number
CN102670233A
CN102670233A CN2012100622034A CN201210062203A CN102670233A CN 102670233 A CN102670233 A CN 102670233A CN 2012100622034 A CN2012100622034 A CN 2012100622034A CN 201210062203 A CN201210062203 A CN 201210062203A CN 102670233 A CN102670233 A CN 102670233A
Authority
CN
China
Prior art keywords
mentioned
buffer
event data
positron emission
computer tomography
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Granted
Application number
CN2012100622034A
Other languages
English (en)
Other versions
CN102670233B (zh
Inventor
茂木纯
森安健太
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Canon Medical Systems Corp
Original Assignee
Toshiba Corp
Toshiba Medical Systems Corp
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Toshiba Corp, Toshiba Medical Systems Corp filed Critical Toshiba Corp
Publication of CN102670233A publication Critical patent/CN102670233A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN102670233B publication Critical patent/CN102670233B/zh
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/29—Measurement performed on radiation beams, e.g. position or section of the beam; Measurement of spatial distribution of radiation
    • G01T1/2914—Measurement of spatial distribution of radiation
    • G01T1/2985—In depth localisation, e.g. using positron emitters; Tomographic imaging (longitudinal and transverse section imaging; apparatus for radiation diagnosis sequentially in different planes, steroscopic radiation diagnosis)
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/03—Computed tomography [CT]
    • A61B6/037—Emission tomography
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/46—Arrangements for interfacing with the operator or the patient
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/161—Applications in the field of nuclear medicine, e.g. in vivo counting
    • 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
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T11/00—2D [Two Dimensional] image generation
    • G06T11/003—Reconstruction from projections, e.g. tomography

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
  • Human Computer Interaction (AREA)
  • Nuclear Medicine (AREA)
  • Measurement Of Radiation (AREA)

Abstract

实施方式涉及正电子放射计算机断层摄影装置。提供即使在高计数率时也可以适当地进行事件数据量的调整的正电子放射计算机断层摄影装置。实施方式涉及的正电子放射计算机断层摄影装置具备检测器、缓冲器、调整部。检测器检测湮灭放射线。缓冲器存储根据上述检测器的输出信号而生成的事件数据。调整部在检测上述湮灭放射线的事件的高计数率时，调整从上述缓冲器读出的事件数据的量。

Description

正电子放射计算机断层摄影装置
本申请主张2011年3月9日申请的日本专利申请号2011-052020的优先权，并在本申请中引用上述日本专利申请的全部内容。
技术领域
实施方式涉及正电子放射计算机断层摄影装置。
背景技术
目前，作为核医学成像(imaging)装置，正电子放射计算机断层摄影(PET(Positron Emission computed Tomography))装置被熟知。在基于PET装置的摄影中，由正电子放射核素标识的化合物或放射性医药品被投放给被检体。被投放的化合物或放射性医药品在被检体内移动，正电子放射核素被取入被检体内的生物体组织。该正电子放射核素放射出正电子，被放射出的正电子与电子相结合，并进行抵消。此时，正电子在大致相反的方向上放射出一对湮灭放射线(也称为γ(gamma)射线、消灭γ射线)。另一方面，PET装置使用被环状(ring)地配置在被检体的周围的检测器来检测湮灭放射线，并根据检测结果来生成同时计数信息(Coincidence List)。并且，PET装置使用生成的同时计数信息来进行基于逆投影处理的重建，生成PET图像。
然而，PET装置在根据检测结果来生成同时计数信息的过程中，根据检测器的输出信号来生成数据(以下，事件(event)数据)，并向下一级的处理转送生成的事件数据。在该转送或下一级的处理中，由于伴随着硬件(hardware)的限制，因此，通常，PET装置通过具备存储事件数据的缓冲器(buffer)，来调整转送的事件数据量。不过，在单位时间检测多个湮灭放射线的高计数率时，有时也不进行适当的调整。
发明内容
本发明要解决的课题在于，提供一种即使在高计数率时，也可以适当地进行事件数据量的调整的正电子放射计算机断层摄影装置。
实施方式涉及的正电子放射计算机断层摄影装置具备检测器、缓冲器、调整部。检测器检测湮灭放射线。缓冲器存储根据上述检测器的输出信号而生成的事件数据。调整部在检测上述湮灭放射线的事件的高计数率时，调整从上述缓冲器读出的事件数据的量。
根据实施方式涉及的正电子放射计算机断层摄影装置，即使在高计数率时也可以适当地进行事件数据量的调整。
附图说明
图1是表示第1实施方式涉及的PET装置的结构的框(block)图。
图2是用于说明第1实施方式涉及的检测器模块(module)的图。
图3是表示第1实施方式涉及的事件数据收集部的结构的框图。
图4是表示基于第1实施方式涉及的反馈(feedback)电路的处理步骤的流程图。
图5是表示基于第1实施方式涉及的读出电路的处理步骤的流程图。
图6是用于说明第2实施方式中的块间的同步的图。
图7是用于说明第2实施方式中的块间的同步的图。
图8是表示第2实施方式涉及的代表事件数据收集部的结构的框图。
图9是表示第2实施方式涉及的事件数据收集部的结构的框图。
图10是用于说明第2实施方式中的块间的同步的其他方法的图。
图11是表示第2实施方式的其他方法涉及的事件数据收集部的结构的框图。
图12是表示第3实施方式涉及的事件数据收集部的结构的框图。
图13是表示基于第3实施方式涉及的写入电路的处理步骤的流程图。
图14是用于说明第4实施方式中的块间的同步的图。
图15是表示第4实施方式涉及的代表事件数据收集部的结构的框图。
图16是表示第4实施方式涉及的事件数据收集部的结构的框图。
具体实施方式
以下，参照附图说明实施方式的正电子放射计算机断层摄影装置。
(第1实施方式)
说明第1实施方式。图1是表示第1实施方式涉及的PET装置100的结构的框图。如图1所示，第1实施方式涉及的PET装置100具有台架装置10及控制台(console)装置16。
如图1所示，台架装置10具有顶板11、床台12、床台驱动部13、检测器模块14。另外，台架装置10具有变为摄影口的空洞。顶板11是被检体P横躺的床，被配置在床台12上。床台驱动部13在基于后述的床台控制部23的控制下，使顶板11移动。例如，床台驱动部13通过使顶板11移动，来将被检体P移动到台架装置10的摄影口内。
检测器模块14检测从被检体P放射出的湮灭放射线。如图1所示，检测器模块14在台架装置10中，具有多个而配置成环状地包围被检体P的周围。
图2是用于说明第1实施方式涉及的检测器模块14的图。检测器模块14是光子计数(photon counting)方式、安杰(anger)型检测器，如图2所示，具有闪烁体(scintillator)141、光电倍增管(PMT(Photomultiplier Tube))142、光导(light guide)143。
闪烁体141将从被检体P放射出，并入射的湮灭放射线转换成可见光(以下，闪烁(scintillation)光)，并将转换后的闪烁光输出。闪烁体141例如，由NaI(Sodium Iodide)、BGO(Bismuth Germanate)、LYSO(Lutetium Yttrium Oxyorthosilicate)、LSO(LutetiumOxyorthosilicate)、LGSO(Lutetium GadoliniumOxyorthosilicate)等闪烁体晶体来形成，如图2所示，被二维地配置排列。光电倍增管142将从闪烁体141输出的闪烁光放大，并转换成电信号。如图2所示，光电倍增管142被配置有多个。光导143将从闪烁体141输出的闪烁光传达至光电倍增管142。光导143例如由光透过性优良的塑料(plastic)材料等形成。
另外，光电倍增管142具有接收闪烁光并产生光电子的光电阴极、提供使产生的光电子加速的电场的多级打拿极(dynode)、及作为电子的流出口的阳极。由于光电效应而从光电阴极放射出的电子朝向打拿极加速，并撞击打拿极的表面，击打出多个电子。通过在多级的打拿极重复该现象，从而电子数雪崩似的倍增，在阳极的电子数大约达到100万。在该例子中，光电倍增管142的增益率为100万倍。另外，为了利用了雪崩似的现象的倍增，在打拿极与阳极之间，通常施加1000伏特以上的电压。
这样，检测器模块14通过由闪烁体141来将从被检体P放射出的湮灭放射线转换成闪烁光，并由光电倍增管142来将转换后的闪烁光转换成电信号(以下，检测器信号)，从而检测从被检体P放射出的湮灭放射线。
然而，在第1实施方式中，多个检测器模块14被划分成多个块(block)，在每个块中，具有事件数据收集部15。例如，在第1实施方式中，1个检测器模块14为1个块。因此，检测器模块14分别具有事件数据收集部15。另外，1个块与检测器模块14的数量的对应关系是任意的。另外，针对事件数据收集部15之后详细进行说明。
返回到图1，控制台装置16具有同时计数信息生成部17、图像重建部18、***控制部19、数据存储部20、输入部21、显示部22、床台控制部23。另外，控制台装置16所具有的各部经由内部总线来连接。
输入部21是用于由PET装置100的操作者来输入各种指示或各种设定的鼠标(mouse)或键盘(keyboard)等，并将被输入的各种指示或各种设定转送至***控制部19。显示部22是操作者参照的显示器(monitor)等，在基于***控制部19的控制下，显示PET图像，或显示用于从操作者接受各种指示或各种设定的GUI(Graphical UserInterface)。床台控制部23控制床台驱动部13。
数据存储部20存储在PET装置100中所使用的各种数据。例如，数据存储部20存储从台架装置10转送的事件数据、由同时计数信息生成部17生成的同时计数信息、由图像重建部18重建的PET图像等。另外，数据存储部20例如，通过RAM(Random Access Memory)、闪存(flash memory)等半导体存储器元件、或硬盘(hard disc)、光盘等而实现。
同时计数信息生成部17使用由事件数据收集部15收集到的事件数据来生成同时计数信息。具体而言，同时计数信息生成部17读出被存储在数据存储部20中的事件数据，并检索从正电子放射出的一对湮灭放射线被同时计数的事件数据的对(pair)。另外，同时计数信息生成部17将检索到的事件数据的对生成为同时计数信息，并将生成的同时计数信息存储在数据存储部20中。
图像重建部18重建PET图像。具体而言，图像重建部18通过将被存储在数据存储部20中的同时计数信息作为投影数据来读取，并将读出的投影数据进行逆投影处理，从而重建PET图像。另外，图像重建部18将重建的PET图像存储在数据存储部20中。
***控制部19通过控制台架装置10及控制台装置16，来进行PET装置100的整体控制。例如，***控制部19控制PET装置100中的摄影。
另外，上述同时计数信息生成部17、图像重建部18、及***控制部19各部通过ASIC(Application Specific Integrated Circuit)或FPGA(Field Programmable Gate Array)等集成电路、CPU(CentralProcessing Unit)或MPU(Micro Processing Unit)等电子电路来实现。
接着，针对第1实施方式涉及的事件数据收集部15详细进行说明。图3是表示第1实施方式涉及的事件数据收集部15的结构的框图。如图3所示，事件数据收集部15具有A/D(Analog/Digital)转换器15a、时钟(clock)15b、写入电路15c、环状缓冲器15d、时钟15e、计数器(counter)15f、反馈电路15g、读出电路15h。
在此，如图3所示，第1实施方式涉及的环状缓冲器15d是具有n个缓冲区域的环状缓冲器。另外，如图3所示，计数器15f生成计数率信息15p。计数率信息15p表示检测器信号15j的计数率(单位时间计数的检测器信号15j的数量)。另外，反馈电路15g及读出电路15h根据计数率信息来判定是否是高计数率时，如果判定为高计数率时，则从环状缓冲器15d所具有的n个缓冲区域中一部分的缓冲区域读出事件数据15k。例如，在高计数率时，读出电路15h只读出被存储在从缓冲区域1到缓冲区域i中的事件数据15k。以下，说明各部的动作。
A/D转换器15a接受检测器信号15j的输入，并输出事件数据15k及脉冲(pulse)信号15l。具体而言，A/D转换器15a如果接受是模拟数据的检测器信号15j的输入，则转换成数字数据来生成事件数据15k，并将生成的事件数据15k输出至环状缓冲器15d。另外，在该事件数据15k中，包含湮灭放射线的检测位置(例如，闪烁体141的识别信息等)、能量(energy)值(例如，检测器信号15j的强度等)、及检测时间(例如，绝对时刻、从摄影开始的经过时间等)。
另外，A/D转换器15a如果接受检测器信号15j的输入，则生成一个脉冲信号15l，并将生成的脉冲信号15l输出至计数器15f。另外，A/D转换器15a随着时间的经过，接受多个检测器信号15j的输入，但每次接受输入时则生成一个脉冲信号15l。
时钟15b发生时钟信号15m，并将发生的时钟信号15m输出至写入电路15c。写入电路15c接受时钟信号15m的输入，并与时钟信号15m同步地将写入信号15n输出至环状缓冲器15d。另外，写入电路15c以对于环状缓冲器所具有的各缓冲区域，依次写入事件数据15k的方式来输出写入信号15n。例如，写入电路15c每隔10ns，输出“向缓冲区域1写入”，“向缓冲区域2写入”这样的写入信号15n。
环状缓冲器15d是具有n个缓冲区域的环状缓冲器。环状缓冲器15d接受事件数据15k及写入信号15n的输入，并按照写入信号15n，对于各缓冲区域依次存储事件数据15k。例如，环状缓冲器15d每隔10ns，如缓冲区域1、缓冲区域2那样，依次将事件数据15k存储在各缓冲区域中。另外，环状缓冲器15d如果将事件数据15k一直存储至缓冲区域n，则再次从缓冲区域1开始存储事件数据15k。
时钟15e发生时钟信号15o，并将发生的时钟信号15o输出至计数器15f。计数器15f接受时钟信号15o及脉冲信号15l的输入，并计算单位时间输入的脉冲信号15l的数量，生成计数率信息15p。另外，计数器15f将生成的计数率信息15p输出至反馈电路15g。
反馈电路15g接受计数率信息15p的输入，并根据计数率信息15p生成控制信号15q，并将生成的控制信号15q输出至读出电路15h。图4是表示基于第1实施方式涉及的反馈电路15g的处理步骤的流程图。
如图4所示，反馈电路15g如果接受计数率信息15p的输入(步骤(step)S101，是)，则判定计数率信息15p所表示的计数率是否超过阈值(步骤S102)。当超过阈值时(步骤S102，是)，反馈电路15g则生成表示是高计数率时的控制信号15q(步骤S103)。另一方面，没有超过阈值时(步骤S102，否)，反馈电路15g则生成表示是通常时的控制信号15q(步骤S104)。并且，反馈电路15g将在步骤S103或步骤S104中生成的控制信号15q输出到读出电路15h(步骤S105)。
读出电路15h接受控制信号15q的输入，并根据控制信号15q来生成读出信号15r，并将生成的读出信号15r输出至环状缓冲器15d。图5是表示基于第1实施方式涉及的读出电路15h的处理步骤的流程图。
如图5所示，读出电路15h如果接受控制信号15q的输入(步骤S201，是)，则判定是否为表示是高计数率时的控制信号15q(步骤S202)。当为表示是高计数率时的控制信号15q时(步骤S202，是)，则读出电路15h生成只读出被存储在从缓冲区域1到缓冲区域i中的事件数据15k的读出信号15r(步骤S203)。另一方面，当是表示是通常时的控制信号15q时(步骤S202，否)，则读出电路15h生成读出被存储在从缓冲区域1到缓冲区域n的全部区域中的事件数据15k的读出信号15r(步骤S204)。并且，读出电路15h将在步骤S203或步骤S204中生成的读出信号15r输出至环状缓冲器15d(步骤S205)。
环状缓冲器15d接受读出信号15r的输入，并按照读出信号15r，向下一级的数据处理15i输出事件数据15k。该事件数据15k是按照读出信号15r来调整读出量之后的事件数据15k。即，高计数率时，环状缓冲器15d按照读出信号15r，只输出被存储在从缓冲区域1到缓冲区域i中的事件数据15k。另一方面，通常时，环状缓冲器15d按照读出信号15r，输出被存储在从缓冲区域1到缓冲区域n的全部区域中的事件数据15k。这样，从环状缓冲器15d输出的事件数据15k是按照读出信号15r而调整了读出量之后的事件数据15k。另外，环状缓冲器15d输出事件数据15k的定时，例如，是在能估计到的高计数率的最大值下，在n个缓冲区域的全部区域中事件数据15k被存储的定时等。
如上述那样，第1实施方式涉及的PET装置100在高计数率时，调整从环状缓冲器读出的事件数据的量。具体而言，PET装置100根据计数率信息来判定是否是高计数率时，如果判定为是高计数率时，则从环状缓冲器所具有的多个缓冲区域中一部分的缓冲区域来读出事件数据。由于这样，根据第1实施方式，即使在高计数率时也可以适当地进行事件数据量的调整。
另外，在第1实施方式中，说明了只读出被存储在从缓冲区域1到缓冲区域i中的事件数据15k的方法，但实施方式并不限定于此。例如，也可以是从在n个缓冲区域中如缓冲区域1、缓冲区域3、缓冲区域5那样不连续地选择的i个缓冲区域中读出事件数据15k的方法。没有被读出的事件数据15k将恰当地分散。
另外，在第1实施方式中，说明了在高计数率时，固定地从i个缓冲区域来读取事件数据15k的方法，但实施方式并不限定于此。例如，也可以是根据计数率来使读出的缓冲区域的数量发生变化的方法。通过发生变化，可以根据当时的计数率来最优地进行事件数据量的调整。
(第2实施方式)
接着，说明第2实施方式。第2实施方式涉及的PET装置100将第1实施方式的方法作为基本，并进行控制以使得各块中的事件数据的量的调整在全部块间同步。
在第2实施方式中，多个检测器模块14被划分成多个块，例如，1个检测器模块14是1个块。图6及图7是用于说明第2实施方式的块间的同步的图。如图6所示，在第2实施方式中，在环状地包围被检体P的周围的检测器模块14中，例如，将左侧的检测器模块14作为代表检测器模块14。代表检测器模块14具有代表事件数据收集部15’。另外，其他检测器模块14具有事件数据收集部25。并且，代表事件数据收集部15’将控制信号15q发送至其他事件数据收集部25。其他事件数据收集部25按照从代表事件数据收集部15’发送出的控制信号15q，来调整从环状缓冲器读出的事件数据的量。
在此，为了使块间同步，优选在所有的检测器模块14中，控制信号15q同时到达。因此，如图7所示，根据与代表事件数据收集部15’的距离来***延迟时间不同的延迟电路。即，在代表事件数据收集部15’中，***延迟时间最大的延迟电路。另外，在其他事件数据收集部25中，以与代表事件数据收集部15’的距离越远，延迟时间越小的方式，来***延迟电路。另外，对于延迟时间，设定事前的标定时求得的值即可。另外，代表事件数据收集部15’的环状缓冲器15d也可以设定地比其他事件数据收集部25的环状缓冲器25d容量大、等等。
图8是表示第2实施方式涉及的代表事件数据收集部15’的结构的框图。另外，在图8中，针对与使用图3说明的事件数据收集部15同样动作的部分，添加与图3中所使用的符号相同的符号。
如图8所示，代表事件数据收集部15’在反馈电路15g与读出电路15h之间具有延迟电路15’s。即，反馈电路15g不将生成的控制信号15q直接输出至读出电路15h，而经由延迟电路15’s地输出至读出电路15h。另外，反馈电路15g向其他事件数据收集部25转送控制信号15q。
图9是表示第2实施方式涉及的事件数据收集部25的结构的框图。另外，A/D转换器25a与图3的A/D转换器15a同样地动作，时钟25b与图3的时钟15b同样地动作，写入电路25c与图3的写入电路15c同样地动作。环状缓冲器25d与图3的环状缓冲器15d同样地动作，读出电路25h与图3的读出电路15h同样地动作，下一级数据处理25i与图3的下一级数据处理15i同样地动作。
如图9所示，事件数据收集部25在读出电路25h的前一级具有延迟电路25s。从代表事件数据收集部15’发送出的控制信号15q经由延迟电路25s被输出至读出电路25h。
如上述那样，第2实施方式涉及的PET装置100由于进行控制以使得在各块中的事件数据的量的调整在全部块间同步，因此，可以最优地进行事件数据量的调整。
即，由于被存储在某检测器模块14的某一缓冲区域中的事件数据例如是10ns间的事件数据，因此，如果在其他的检测器模块14中也同步地进行调整，则将在全部块间废弃相同编号的缓冲区域的数据。换而言之，能够在全部块中废弃某10ns间的事件数据，其结果能够一起废弃成对得到的事件数据。
假设随机地废弃事件数据，当废弃n个事件数据时，作为成对的事件数据将废弃n2个。因此，在画质的观点中，不能充分地有效利用事件数据，有可能会输出有人为因素的图像。另一方面，根据第2实施方式，由于与成对的事件数据一起废弃，因此，可以充分地有效利用事件数据。
另外，在第2实施方式中，说明了代表的检测器模块14向其他检测器模块14发送控制信号15q的方法，但实施方式并不限定于此。例如，也可以是在检测器模块14的外部设置代表的反馈电路，各检测器模块14在与代表的反馈电路之间收发计数率信息或控制信号的方法。
图10是用于说明第2实施方式中的块间的同步的其他的方法的图。如图10所示，例如，设置代表的反馈电路35g，各事件数据收集部35将各个生成的计数率信息35p发送至代表的反馈电路35g。代表的反馈电路35g根据从各事件数据收集部35发送出的计数率信息35p来判定是否为高计数率时，并生成表示是高计数率时的控制信号35q或表示是通常时的控制信号35q。并且，代表的反馈电路35g将生成的控制信号35q发送至各检测器模块14。另外，如上述那样，优选在所有的检测器模块14中，控制信号35q同时到达，因此，根据与反馈电路35g的距离来***延迟时间不同的延迟电路。
图11是表示第2实施方式的其他的方法涉及的事件数据收集部35的结构的框图。另外，A/D转换器35a与图3的A/D转换器15a同样地动作，时钟35b与图3的时钟15b同样地动作，写入电路35c与图3的写入电路15c同样地动作。环状缓冲器35d与图3的环状缓冲器15d同样地动作，时钟35e与图3的时钟15e同样地动作，计数器35f与图3的计数器15f同样地动作。读出电路35h与图3的读出电路15h同样地动作，下一级数据处理35i与图3的下一级数据处理15i同样地动作。
如图11所示，事件数据收集部35在读出电路35h的前一级具有延迟电路35s。从反馈电路35g发送出的控制信号35q经由延迟电路35s输出至读出电路35h。另外，计数器35f向反馈电路35g转送计数率信息35p。
(第3实施方式)
接着，说明第3实施方式。第3实施方式涉及的PET装置100通过根据表示缓冲器的空余容量的缓冲器空余信息来判定高计数率时，并调整写入缓冲器中的事件数据的量，从而调整从缓冲器读出的事件数据的量。
图12是表示第3实施方式涉及的事件数据收集部45的结构的框图。如图12所示，事件数据收集部45具有A/D转换器45a、时钟45b、写入电路45c、缓冲器45d、时钟45e、读出电路45f、缓冲器空余检测电路45g。
以与第1实施方式及第2实施方式不同的点为中心进行说明。如图12所示，事件数据收集部45具有缓冲器空余检测电路45g。缓冲器空余检测电路45g监视缓冲器45d的空余容量。具体而言，缓冲器空余检测电路45g从写入电路45c来接受WP(Write Pointer)45q的输入，另外，从读出电路45f来接受RP(Read Pointer)45r的输入。并且，缓冲器空余检测电路45g根据WP45q及RP45r，来生成缓冲器空余信息45m，并将生成的缓冲器空余信息45m输出至写入电路45c及读出电路45f。
读出电路45f接受时钟信号45o的输入，并按照时钟信号45o来生成读出信号45p。另外，读出电路45f如果根据缓冲器空余信息45m识别出事件数据45j没有被存储在缓冲器45d中，则不进行读出。
在此，在第3实施方式中，写入电路45c调整写入缓冲器45d的事件数据的量。具体而言，写入电路45c通过接受脉冲信号45k的输入，来识别存在写入缓冲器45d的事件数据45j。另一方面，写入电路45c还接受缓冲器空余信息45m的输入，并根据缓冲器空余信息45m来判定高计数率时。并且，写入电路45c根据是否为高计数率时，来控制事件数据45j的写入。图13是表示基于第3实施方式涉及的写入电路45c的处理步骤的流程图。
如图13所示，写入电路45c如果接受了缓冲器空余信息45m的输入(步骤S301，是)，则判定缓冲器空余信息45m所表示的缓冲器的空余容量是否在1/4以上(步骤S302)。当在1/4以上时(步骤S302，是)，写入电路45c进一步判定是否在1/2以上。当在1/2以上时(步骤S303，是)，则写入电路45c生成写入信号45n以使得将根据脉冲信号45k识别的事件数据45j的全部写入缓冲器45d(步骤S304)。
另一方面，当在1/4以上(步骤S302，是)，但不在1/2以上时(步骤S303，否)，则写入电路45c生成写入信号45n以使得在根据脉冲信号45k识别的事件数据45j中分两次写入一次的事件数据45j(步骤S305)。
另一方面，当不在1/4以上时(步骤S302，否)，写入电路45c生成写入信号45n以使得在根据脉冲信号45k识别的事件数据45j中，分三次写入一次的事件数据45j(步骤S306)。
并且，写入电路45c将在步骤S304或步骤S305或步骤S306中生成的写入信号45n输出至缓冲器45d(步骤S307)。于是，缓冲器45d按照写入信号45n，写入或废弃从A/D转换器45a接受输入的事件数据45j。
如上述那样，第3实施方式涉及的PET装置100在高计数率时，调整从缓冲器读出的事件数据的量。具体而言，PET装置100根据缓冲器空余信息来判定是否是高计数率时，如果判定为是高计数率时，则通过调整写入缓冲器的数据的量，来调整从缓冲器读出的数据的量。
另外，在第3实施方式中，说明了根据缓冲器的空余容量来使写入缓冲器的事件数据的量发生变化的方法，但实施方式并不限定于此。例如，也可以是根据是否存在缓冲器的空余，来生成以固定地决定的间隔写入事件数据的写入信号的方法。
(第4实施方式)
接着，说明第4实施方式。第4实施方式涉及的PET装置100以第3实施方式的方法为基本，并进行控制以使得各块中的事件数据的量的调整在全部块间同步。
在第4实施方式中，多个检测器模块14被划分成多个块，例如，1个检测器模块14是1个块。图14是用于说明第4实施方式中的块间的同步的图。如使用图6进行说明的那样，在第4实施方式中，在环状地包围被检体P的周围的检测器模块14中，例如，将左侧的检测器模块14作为代表检测器模块14。代表检测器模块14具有代表事件数据收集部45’。另外，其他检测器模块14具有事件数据收集部55。并且，代表事件数据收集部45’将缓冲器空余信息45m发送至其他事件数据收集部55。其他事件数据收集部55按照从代表事件数据收集部45’发送出的缓冲器空余信息45m，来调整写入缓冲器的事件数据的量。
在此，为了使块间同步，优选在所有的检测器模块14中，缓冲器空余信息45m同时到达。因此，如图14所示，根据与代表事件数据收集部45’的距离来***延迟时间不同的延迟电路。即，在代表事件数据收集部45’中，***延迟时间最大的延迟电路。另外，在其他的事件数据收集部55中，以与代表事件数据收集部45’的距离越远延迟时间越小的方式，***延迟电路。另外，对于延迟时间，设定事前的标定(calibration)时求得的值即可。
图15是表示第4实施方式涉及的代表事件数据收集部45’的结构的框图。另外，在图15中，针对与使用图12进行说明的事件数据收集部45相同地动作的部，添加与图12中使用的符号相同的符号。
如图15所示，代表事件数据收集部45’在缓冲器空余检测电路45g与写入电路45c之间具有延迟电路45’s。即，缓冲器空余检测电路45g不将生成的缓冲器空余信息45m直接输出至写入电路45c，而经由延迟电路45’s地输出至写入电路45c。另外，缓冲器空余检测电路45g向其他的事件数据收集部55转送缓冲器空余信息45m。
图16是表示第4实施方式涉及的事件数据收集部55的结构的框图。如图16所示，事件数据收集部55在写入电路55c的前一级具有延迟电路55s。从代表事件数据收集部45’发送出的缓冲器空余信息45m经由延迟电路55s输出至写入电路55c。
在此，在缓冲器空余信息45m例如为4位的信息时等，被认为即使***了延迟电路55s，在块间也难以完全同步。此时，使写入电路55c中的缓冲器空余信息45m的确认定时(timing)为每隔规定间隔。例如，写入电路55c每隔时钟信号55l的10个时钟脉冲，确认缓冲器空余信息45m。这样，如果使确认定时为每隔规定间隔，则例如即使4位的信息在各块中非同步到达，确认定时也同步，基于写入电路55c的写入的控制也将同步。另外，也可以是例如通过增加在各块间收发数据的总线(bus)的根数来使例如4位(bit)的信息一次到达的方法。
如上述那样，第4实施方式涉及的PET装置100由于进行控制以使得在各块中的事件数据的量的调整在全部块间同步，因此，可以最优地进行事件数据量的调整。
另外，实施方式并不限定于上述的第1～第4实施方式。例如，在第1～第4实施方式中，将从缓冲器读出的事件数据的量的调整作为在检测器模块所具有的事件数据收集部内执行的处理进行了说明，但并不限定于此。例如，即使在图1所示的控制台装置16侧，也同样会产生高计数率时的课题。此时，例如，同样可以适用第1实施方式所述的使用了环状缓冲器的控制，或第3实施方式所述的写入时的控制等。
另外，在第2实施方式或第4实施方式中，将代表的检测器模块设为左侧的检测器模块。这是由于在多个检测器模块中，变为高计数率的检测器模块是两侧(side)的可能性高。从而，也可以将右侧的检测器模块作为代表的检测器模块。另外，也可以将其他的检测器模块作为代表的检测器模块。
根据以上所述的至少一实施方式的PET装置，在检测湮灭放射线的事件的高计数率时，由于调整从缓冲器读出的事件数据的量，因此即使在高计数率时也可以适当地进行事件数据量的调整。其结果即使在高计数率时也可以确保足够的画质。
虽然记载了本发明的一些实施方式，但这些实施方式是作为例子进行说明的，并不对本发明的范围作出限定。这些实施方式能够以其他的各种形态进行实施，在不脱离发明的要旨的范围内，可以进行各种的省略、置换、变更。这些实施方式或其变形与包含于发明的范围或要旨中一样，被包含在权利要求书所记载的发明和其同等的范围中。

Claims (20)

1.一种正电子放射计算机断层摄影装置，其特征在于，具备：
检测器，其检测湮灭放射线；
缓冲器，其存储根据上述检测器的输出信号而生成的事件数据；
调整部，其在检测上述湮灭放射线的事件的高计数率时，调整从上述缓冲器读出的事件数据的量。
2.根据权利要求1所述的正电子放射计算机断层摄影装置，其特征在于，
上述调整部对是否是上述高计数率时进行判定，当判定为是高计数率时，调整从上述缓冲器读出的事件数据的量。
3.根据权利要求1所述的正电子放射计算机断层摄影装置，其特征在于，
上述调整部调整从上述缓冲器读出的事件数据的量，使得作为被同时计数的一对湮灭放射线而能够成对的事件数据一起被废弃。
4.根据权利要求3所述的正电子放射计算机断层摄影装置，其特征在于，
上述检测器被划分成多个块，
上述缓冲器及上述调整部被设置在每个块中，
该正电子放射计算机断层摄影装置被控制为各块中的事件数据的量的调整在全部块间同步进行。
5.根据权利要求1所述的正电子放射计算机断层摄影装置，其特征在于，
上述缓冲器具有多个缓冲区域，
该正电子放射计算机断层摄影装置还具备生成部，该生成部生成表示上述输出信号的计数率的计数率信息，
上述调整部根据上述计数率信息对是否是高计数率时进行判定，如果判定为是高计数率时，则从上述缓冲器所具有的多个缓冲区域中一部分的缓冲区域读出上述事件数据。
6.根据权利要求2所述的正电子放射计算机断层摄影装置，其特征在于，
上述缓冲器具有多个缓冲区域，
该正电子放射计算机断层摄影装置还具备生成部，该生成部生成表示上述输出信号的计数率的计数率信息，
上述调整部根据上述计数率信息对是否是高计数率时进行判定，如果判定为是高计数率时，则从上述缓冲器所具有的多个缓冲区域中一部分的缓冲区域读出上述事件数据。
7.根据权利要求3所述的正电子放射计算机断层摄影装置，其特征在于，
上述缓冲器具有多个缓冲区域，
该正电子放射计算机断层摄影装置还具备生成部，该生成部生成表示上述输出信号的计数率的计数率信息，
上述调整部根据上述计数率信息对是否是高计数率时进行判定，当判定为是高计数率时，则从上述缓冲器所具有的多个缓冲区域中一部分的缓冲区域读出上述事件数据。
8.根据权利要求4所述的正电子放射计算机断层摄影装置，其特征在于，
上述缓冲器具有多个缓冲区域，
该正电子放射计算机断层摄影装置还具备生成部，该生成部生成表示上述输出信号的计数率的计数率信息，
上述调整部根据上述计数率信息对是否是高计数率时进行判定，当判定为是高计数率时，则从上述缓冲器所具有的多个缓冲区域中一部分的缓冲区域读出上述事件数据。
9.根据权利要求5所述的正电子放射计算机断层摄影装置，其特征在于，
上述调整部根据上述计数率来使上述一部分的缓冲区域的数量发生变化。
10.根据权利要求6所述的正电子放射计算机断层摄影装置，其特征在于，
上述调整部根据上述计数率来使上述一部分的缓冲区域的数量发生变化。
11.根据权利要求7所述的正电子放射计算机断层摄影装置，其特征在于，
上述调整部根据上述计数率来使上述一部分的缓冲区域的数量发生变化。
12.根据权利要求8所述的正电子放射计算机断层摄影装置，其特征在于，
上述调整部根据上述计数率来使上述一部分的缓冲区域的数量发生变化。
13.根据权利要求1所述的正电子放射计算机断层摄影装置，其特征在于，
该正电子放射计算机断层摄影装置还具备空余信息生成部，该空余信息生成部生成表示上述缓冲器的空余容量的缓冲器空余信息，
上述调整部根据上述缓冲器空余信息来对是否是高计数率时进行判定，如果判定为是高计数率时，则通过调整写入上述缓冲器的事件数据的量，来调整从该缓冲器读出的事件数据的量。
14.根据权利要求2所述的正电子放射计算机断层摄影装置，其特征在于，
该正电子放射计算机断层摄影装置还具备空余信息生成部，该空余信息生成部生成表示上述缓冲器的空余容量的缓冲器空余信息，
上述调整部根据上述缓冲器空余信息来对是否是高计数率时进行判定，如果判定为是高计数率时，则通过调整写入上述缓冲器的事件数据的量，来调整从该缓冲器读出的事件数据的量。
15.根据权利要求3所述的正电子放射计算机断层摄影装置，其特征在于，
该正电子放射计算机断层摄影装置还具备空余信息生成部，该空余信息生成部生成表示上述缓冲器的空余容量的缓冲器空余信息，
上述调整部根据上述缓冲器空余信息来对是否是高计数率时进行判定，如果判定为是高计数率时，则通过调整写入上述缓冲器的事件数据的量，来调整从该缓冲器读出的事件数据的量。
16.根据权利要求4所述的正电子放射计算机断层摄影装置，其特征在于，
该正电子放射计算机断层摄影装置还具备空余信息生成部，该空余信息生成部生成表示上述缓冲器的空余容量的缓冲器空余信息，
上述调整部根据上述缓冲器空余信息来对是否是高计数率时进行判定，如果判定为是高计数率时，则通过调整写入上述缓冲器的事件数据的量，来调整从该缓冲器读出的事件数据的量。
17.根据权利要求13所述的正电子放射计算机断层摄影装置，其特征在于，
上述调整部根据上述缓冲器的空余容量来使写入上述缓冲器的事件数据的量发生变化。
18.根据权利要求14所述的正电子放射计算机断层摄影装置，其特征在于，
上述调整部根据上述缓冲器的空余容量来使写入上述缓冲器的事件数据的量发生变化。
19.根据权利要求15所述的正电子放射计算机断层摄影装置，其特征在于，
上述调整部根据上述缓冲器的空余容量来使写入上述缓冲器的事件数据的量发生变化。
20.根据权利要求16所述的正电子放射计算机断层摄影装置，其特征在于，
上述调整部根据上述缓冲器的空余容量来使写入上述缓冲器的事件数据的量发生变化。
CN201210062203.4A 2011-03-09 2012-03-09 正电子放射计算机断层摄影装置 Active CN102670233B (zh)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2011-052020 2011-03-09
JP2011052020A JP5806484B2 (ja) 2011-03-09 2011-03-09 陽電子放出コンピュータ断層撮影装置

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN102670233A true CN102670233A (zh) 2012-09-19
CN102670233B CN102670233B (zh) 2015-03-04

Family

ID=46794678

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201210062203.4A Active CN102670233B (zh) 2011-03-09 2012-03-09 正电子放射计算机断层摄影装置

Country Status (3)

Country Link
US (1) US9158013B2 (zh)
JP (1) JP5806484B2 (zh)
CN (1) CN102670233B (zh)

Families Citing this family (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN102783964B (zh) * 2012-07-02 2014-03-05 苏州瑞派宁科技有限公司 Pet成像中单事件列表式数据的同步方法及***
JP6355973B2 (ja) * 2013-06-06 2018-07-11 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 フォトンカウンティング装置
JP7503970B2 (ja) 2020-08-31 2024-06-21 キヤノンメディカルシステムズ株式会社 Ｘ線ｃｔ装置、及びデータ転送方法

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN1429345A (zh) * 2000-05-24 2003-07-09 浜松光子学株式会社 Pet装置及pet装置的图像生成方法
CN101088028A (zh) * 2004-12-22 2007-12-12 皇家飞利浦电子股份有限公司 实时列表模式重建
CN101084831A (zh) * 2006-06-06 2007-12-12 通用电气公司 用于pet飞行时间的方法和装置
JP2010038594A (ja) * 2008-08-01 2010-02-18 Shimadzu Corp Ｐｅｔ装置

Family Cites Families (12)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2897179B2 (ja) * 1988-02-29 1999-05-31 株式会社島津製作所 Ｃｔ装置
JPH06342075A (ja) * 1993-05-31 1994-12-13 Shimadzu Corp ポジトロンｃｔ装置
JP2006518035A (ja) * 2003-02-18 2006-08-03 ディジラッド コーポレーション 信号増強モジュール
EP1460810B1 (de) * 2003-03-20 2010-07-14 Siemens Aktiengesellschaft Verfahren und Jitterpufferregelschaltung zur Regelung eines Jitterpuffers
US20040222379A1 (en) * 2003-05-09 2004-11-11 Cook Michael Joseph Event counter for an imaging device
JP4434761B2 (ja) * 2004-01-26 2010-03-17 住友重機械工業株式会社 Ｐｅｔ装置
DE102004019599A1 (de) * 2004-04-22 2005-11-17 Siemens Ag Mehrschicht-Computertomographie-Anlage mit Datenübertragungssystem reduzierter Übertragungsbandbreite
WO2005114255A2 (en) * 2004-05-14 2005-12-01 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Device for on-line data acquisition in three-demensional positron emission tomography
JP2008190901A (ja) * 2007-02-01 2008-08-21 Hitachi Ltd 陽電子放出型断層撮影装置
JP5614922B2 (ja) * 2008-08-01 2014-10-29 キヤノン株式会社 撮影装置、ｘ線画像診断装置ならびにそれらの制御方法
JP2010185675A (ja) * 2009-02-10 2010-08-26 Sumitomo Heavy Ind Ltd 断層撮影装置、及び断層撮影装置における測定データの処理方法
JP5397001B2 (ja) * 2009-05-08 2014-01-22 株式会社島津製作所 核医学用データ収集方法および核医学診断装置

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN1429345A (zh) * 2000-05-24 2003-07-09 浜松光子学株式会社 Pet装置及pet装置的图像生成方法
CN101088028A (zh) * 2004-12-22 2007-12-12 皇家飞利浦电子股份有限公司 实时列表模式重建
CN101084831A (zh) * 2006-06-06 2007-12-12 通用电气公司 用于pet飞行时间的方法和装置
JP2010038594A (ja) * 2008-08-01 2010-02-18 Shimadzu Corp Ｐｅｔ装置

Also Published As

Publication number Publication date
US20120228511A1 (en) 2012-09-13
JP2012189391A (ja) 2012-10-04
CN102670233B (zh) 2015-03-04
JP5806484B2 (ja) 2015-11-10
US9158013B2 (en) 2015-10-13

Similar Documents

Publication Publication Date Title
US7045789B2 (en) Radiation detection device for nuclear medicine diagnosis device and detecting method therefor
JP5641930B2 (ja) 画像診断システム、タイムスタンプ計算方法、この方法を実行するプロセッサ、この方法をプログラミングしたコンピュータ読取媒体
CN102018526B (zh) 放射线诊断装置及图像重构方法
CN102608648A (zh) 正电子发射断层摄影中的飞行时间测量
US9844351B2 (en) Positron CT apparatus and a timing correction method
WO2009157071A1 (ja) ガンマ線検出器、放射線診断装置、断層像撮影装置、及び、その解析方法
WO2007043137A1 (ja) 核医学診断装置
CN102283665A (zh) 核医学成像装置以及核医学成像方法
US8723128B2 (en) Nuclear medicine imaging apparatus and nuclear medicine imaging method
US20090074281A1 (en) Method for Energy Calculation and Pileup Determination for Continuously Sampled Nuclear Pulse Processing
CN102670233B (zh) 正电子放射计算机断层摄影装置
Schug et al. First evaluations of the neighbor logic of the digital SiPM tile
US20170329021A1 (en) System and method for combining detector signals
CN103126701B (zh) 正电子发射计算机断层摄影装置和图像处理装置
CN104598356A (zh) 一种事件排序方法及装置
US10101468B2 (en) Data collecting device for emission tomography device, emission tomography device equipped therewith, and data collecting method for emission tomography
CN110770604B (zh) 放射线检测装置以及具备该放射线检测装置的核医学诊断装置
JP2013007585A (ja) 陽電子放出コンピュータ断層撮影装置及びＸ線ＣＴ（ＣｏｍｐｕｔｅｄＴｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置
US9285486B2 (en) Method for radiation detection signal processing
US9274234B2 (en) Nuclear medicine imaging apparatus and nuclear medicine imaging system
CN112587159A (zh) 用于pet检测器的方法和***
KR101363615B1 (ko) 방사선 진단 장치
JP2008082937A (ja) 放射線検出器及び放射線撮像装置
JP5742690B2 (ja) 放射線断層撮影装置用のデータ収集器およびそれを備えた放射線断層撮影装置、放射線断層撮影用データ収集方法
CN116068607A (zh) 基于能量信息校正定时游动的方法、***、设备和介质

Legal Events

Date Code Title Description
C06 Publication
PB01 Publication
C10 Entry into substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
C14 Grant of patent or utility model
GR01 Patent grant
C41 Transfer of patent application or patent right or utility model
TR01 Transfer of patent right

Effective date of registration: 20160722

Address after: Japan Tochigi

Patentee after: Toshiba Medical System Co., Ltd.

Address before: Tokyo, Japan, Japan

Patentee before: Toshiba Corp

Patentee before: Toshiba Medical System Co., Ltd.