JP5320818B2 - Imaging apparatus and light source position calculation method - Google Patents
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Description
この発明は、減衰時間が互いに異なる検出素子を複数組み合わせて構成された検出器を備えた撮像装置および光源位置算出方法に係り、特に、検出素子によって変換された光の発生源である光源の位置を弁別するための弁別物理量を求めることで光源位置を求めて撮像を行う技術に関する。 The present invention relates to an imaging device including a detector configured by combining a plurality of detection elements having different decay times and a light source position calculation method, and more particularly, to a position of a light source that is a generation source of light converted by the detection element. The present invention relates to a technique for obtaining an image by obtaining a light source position by obtaining a physical quantity for discrimination.
撮像装置として、核医学診断装置、すなわちＥＣＴ(Emission Computed Tomography)装置を例に採るとともに、核医学診断装置として、ＰＥＴ(Positron Emission Tomography)装置を例に採って説明する。また、相互作用を起こした深さ方向の光源位置(DOI: Depth of Interaction)を弁別するためのＤＯＩ検出器を有する装置として、ＤＯＩ−ＰＥＴ装置を例に採って説明する（例えば、特許文献１−３、非特許文献１−４参照）。ＰＥＴ装置は、陽電子（Positron）、すなわちポジトロンの消滅によって発生する複数本の光子を検出して複数個の検出器で光子を同時に検出したときのみ被検体の断層画像を再構成するように構成されている。 A nuclear medicine diagnostic apparatus, that is, an ECT (Emission Computed Tomography) apparatus is taken as an example of the imaging apparatus, and a PET (Positron Emission Tomography) apparatus is taken as an example of the nuclear medicine diagnostic apparatus. In addition, a DOI-PET apparatus will be described as an example of a device having a DOI detector for discriminating a depth-of-interaction light source position (DOI: Depth of Interaction) (for example, Patent Document 1). -3, see Non-Patent Documents 1-4). The PET device is configured to reconstruct a tomographic image of a subject only when a plurality of photons generated by the annihilation of positrons (Positrons), ie positrons, are detected and detected simultaneously by a plurality of detectors. ing.
具体的には、陽電子放出核種を含んだ放射性薬剤を被検体内に投与して、投与された被検体内から放出される511KeVの対消滅光子を多数の検出素子（例えばシンチレータ）群からなる検出器で検出する。そして、２つの検出器で一定時間内に光子を検出した場合に同時に検出したとして、それを一対の対消滅光子として計数し、さらに対消滅発生地点を、検出した検出器対の直線上と特定する。このような同時計数情報を蓄積して再構成処理を行って、陽電子放出核種分布画像（すなわち断層画像）を得る。 Specifically, a radiopharmaceutical containing a positron emitting nuclide is administered into a subject, and a 511 KeV pair annihilation photon released from the administered subject is detected by a group of detection elements (for example, scintillators). Detect with instrument. And if two detectors detect photons within a certain period of time, they are detected at the same time, and are counted as a pair of annihilation photons. Further, the point of occurrence of annihilation is identified as a straight line of the detected detector pair. To do. By accumulating such coincidence information and performing reconstruction processing, a positron emitting nuclide distribution image (ie, a tomographic image) is obtained.
このように、検出器の位置情報から光源の情報を求めて、その情報から画像を得て撮像を行う装置では、検出器の詳細な位置情報を得ることで画像の質を向上させている。例えば、上述した特許文献３のように平面方向の検出器には検出器を細分化したマルチアノードの光電子増倍管(PMT: Photo Multiplier Tube)を使用する手法、上述した特許文献２のようにシンチレータと光電子増倍管との間に介在するライトガイドに埋め込まれた光反射材あるいは光遮蔽材からなる区画壁の深さ方向を調整する手法、上述した非特許文献１のように検出素子を深さ方向に多層化する手法、上述したように深さ方向に多層化して、さらに上述した特許文献１や非特許文献２のように深さ方向に減衰時間が互いに異なる検出素子を複数組み合わせて検出器を構成する手法などがある。
Thus, in an apparatus that obtains light source information from position information of a detector and obtains an image from the information, the quality of the image is improved by obtaining detailed position information of the detector. For example, a method using a multi-anode photomultiplier tube (PMT: Photo Multiplier Tube) obtained by subdividing the detector as a planar detector as in
その他にも、上述した特許文献４のようにＤＯＩ検出器において深さ方向の各層の波形を求める波形弁別法がある。
しかしながら、このような従来例の場合には、次のような問題がある。上述した特許文献１のように減衰時間が互いに異なる検出素子を複数組み合わせて構成された検出器を有し、波形を表す出力に対して弁別パラメータを用いてDOI判定を行う場合において、その弁別パラメータの精度はDOI精度に大きく寄与する。一般に、各検出器からの波形を表す出力には、検出素子（シンチレータ）に依存する出力、ノイズ成分などによる出力、検出器周辺にある論理回路やそれらが搭載された基板などによって発生する出力など多数の成分を持っている。これらの成分によって弁別パラメータは変化する場合がある。
However, such a conventional example has the following problems. In the case of having a detector configured by combining a plurality of detection elements having different decay times as in
また、入射される消滅光子の多層化された各層での相互作用する割合が数倍以上に異なっていた場合には、相互作用する割合の少ない層の波形を表す出力は、相互作用する割合の多い層の波形を表す出力に引きずられて、弁別パラメータが変化、またはその算出精度が落ちる場合がある。さらに、同種の検出素子でも、その出力には個々の検出器（特に検出器の作成精度）に依存するので、検出器毎に弁別パラメータを決定する必要、または検出器系の経年変化に伴って定期的な弁別パラメータの調整が必要である。 In addition, when the rate of interaction of the incident annihilation photons in each of the multi-layered layers differs by several times or more, the output representing the waveform of the layer with a low interaction rate is the rate of interaction. There are cases in which the discrimination parameter changes or the calculation accuracy decreases due to the output representing the waveform of many layers. Furthermore, even with the same type of detection element, the output depends on the individual detector (especially the accuracy with which the detector is made), so it is necessary to determine the discrimination parameter for each detector, or as the detector system changes over time. Regular discrimination parameter adjustment is required.
このように、様々な要因によって変動する弁別パラメータであるが、仮にそれをある程度に適当な値で設定したとしても、相互作用を起こさないNon-DOI検出器と比較するとDOI検出器の位置分解能は得られる。しかし、弁別パラメータをある程度に適当な値で設定した場合には、DOIの性能を十分に引き出すことができない。また、自己放射能を持つ結晶素子（例えばＬｕを含むＧＳＯ）を用いた場合には、Back Groundによる出力が弁別パラメータの算出を極めて困難にしている。 Thus, although it is a discrimination parameter that varies depending on various factors, even if it is set to an appropriate value to some extent, the position resolution of the DOI detector is compared to a non-DOI detector that does not cause interaction. can get. However, if the discrimination parameter is set to an appropriate value to some extent, the DOI performance cannot be fully exploited. Further, when a crystal element having self-radioactivity (for example, GSO containing Lu) is used, the output by Back Ground makes it very difficult to calculate the discrimination parameter.
この発明は、このような事情に鑑みてなされたものであって、安定した弁別能力を確保することができる撮像装置および光源位置算出方法を提供することを目的とする。 The present invention has been made in view of such circumstances, and an object of the present invention is to provide an imaging apparatus and a light source position calculation method that can ensure stable discrimination ability.
この発明は、このような目的を達成するために、次のような構成をとる。
すなわち、請求項１に記載の発明は、入射された放射線を光に変換することで放射線を検出するように構成され、かつ減衰時間が互いに異なるシンチレータからなる検出素子を複数組み合わせて構成された検出器を備え、前記検出素子によって変換された光の発生源である前記シンチレータ内の光源の位置を弁別するための弁別物理量を求めることで光源位置を求めて撮像を行う撮像装置であって、前記装置は、 (A)前記検出器によって実際に得られた光量に基づいて、同一の検出器で前記減衰時間が互いに異なる各々の検出素子ごとに、横軸を光の減衰を表す減衰物理量として、縦軸を放射線の計数値とした光源に関する分布関数をそれぞれ求め、(B)それぞれ求められた前記分布関数に基づいて前記弁別物理量を求める演算処理を行う演算手段を備えることを特徴とするものである。
In order to achieve such an object, the present invention has the following configuration.
That is, the invention described in
［作用・効果］請求項１に記載の発明によれば、入射された放射線を光に変換することで放射線を検出するように構成され、かつ減衰時間が互いに異なるシンチレータからなる検出素子を複数組み合わせて構成された検出器を有している場合において、下記(A),(B)の演算処理を行う演算手段を備えている。すなわち、(A) 検出器によって実際に得られた光量に基づいて、同一の検出器で減衰時間が互いに異なる各々の検出素子ごとに、横軸を光の減衰を表す減衰物理量として、縦軸を放射線の計数値とした光源に関する分布関数をそれぞれ求め、(B)それぞれ求められた分布関数に基づいて弁別物理量を求める。複数の成分からなる波形を表す出力を、複数の成分で表現できる分布関数で設定して、実際に得られた光量に基づいて、減衰時間が互いに異なる各々の検出素子ごとに当該分布関数を求めて、それぞれ求められた分布関数に基づいて弁別物理量を求めるので、波形を表す出力の波形分布に柔軟に対応し、波形を表す出力の各成分比やピークに依存しない弁別物理量を得ることができる。その結果、安定した弁別能力を確保することができる。その結果、撮像においても安定した撮像能力を確保することができる。 [Operation / Effect] According to the first aspect of the present invention, a plurality of detection elements composed of scintillators configured to detect radiation by converting incident radiation into light and having different decay times are combined. In the case where the detector configured as described above is included, a calculation means for performing the following calculation processes (A) and (B) is provided. (A) Based on the light quantity actually obtained by the detector , the horizontal axis is the attenuation physical quantity representing the attenuation of light and the vertical axis is the vertical axis for each detection element having the same detector and different attenuation times. A distribution function relating to the light source as a radiation count value is obtained, and (B) a discrimination physical quantity is obtained based on the obtained distribution functions. An output representative of the waveform comprising a plurality of components, set in distribution function can be expressed by a plurality of components, on the basis of the actually obtained light amount, determined the distribution function for each detector element of a different respective decay time with each other Since the discrimination physical quantity is obtained based on the obtained distribution function, it is possible to flexibly cope with the waveform distribution of the output representing the waveform and obtain the discrimination physical quantity independent of each component ratio or peak of the output representing the waveform. . As a result, stable discrimination capability can be ensured. As a result, stable imaging capability can be ensured even in imaging.
また、請求項２に記載の発明は、入射された放射線を光に変換することで放射線を検出するように構成され、かつ減衰時間が互いに異なるシンチレータからなる検出素子を複数組み合わせて構成された検出器を有し、前記検出素子によって変換された光の発生源である前記シンチレータ内の光源の位置を弁別するための弁別物理量を求めることで光源位置を算出する方法であって、(A)前記検出器によって実際に得られた光量に基づいて、同一の検出器で前記減衰時間が互いに異なる各々の検出素子ごとに、横軸を光の減衰を表す減衰物理量として、縦軸を放射線の計数値とした光源に関する分布関数をそれぞれ求め、(B)それぞれ求められた前記分布関数に基づいて前記弁別物理量を求めることを特徴とするものである。
The invention according to
［作用・効果］請求項２に記載の発明によれば、入射された放射線を光に変換することで放射線を検出するように構成され、かつ減衰時間が互いに異なるシンチレータからなる検出素子を複数組み合わせて構成された検出器を有し、(A) 検出器によって実際に得られた光量に基づいて、同一の検出器で減衰時間が互いに異なる各々の検出素子ごとに、横軸を光の減衰を表す減衰物理量として、縦軸を放射線の計数値とした光源に関する分布関数をそれぞれ求め、(B)それぞれ求められた分布関数に基づいて弁別物理量を求めるので、安定した弁別能力を確保することができる。
[Operation / Effect] According to the invention described in
上述した発明において、(C)上述した(B)で求められるべき弁別物理量が適切であるか否かを判定するのが好ましい（請求項３に記載の発明）。具体的な判定手法の例としては以下のようなものである。すなわち、(C)での判定では、検出器によって光に変換されるときに計数される放射線の計数が所定範囲にあれば弁別物理量が適切であるとし、上述した所定範囲になければ弁別物理量が適切でないとする（請求項４に記載の発明）。また、(C)での判定では、上述した(A)でそれぞれ求められた分布関数における各々の計数ピーク位置の間に弁別物理量が存在すれば弁別物理量が適切であるとし、上述した各々の計数ピーク位置の間に弁別物理量が存在しなければ弁別物理量が適切でないとする（請求項５に記載の発明）。このように適切であるか否かを判定することで、全算出結果を目視にて確認する必要でなく、適切でない弁別物理量のみを調整するだけでよく、手間を大幅に省くことができる。 In the above-described invention, it is preferable to determine whether (C) the discrimination physical quantity to be obtained in (B) above is appropriate (the invention according to claim 3). Specific examples of the determination method are as follows. That is, in the determination in (C), if the radiation count counted when converted into light by the detector is within a predetermined range, the discrimination physical quantity is appropriate, and if it is not within the predetermined range, the discrimination physical quantity is Inappropriate (the invention according to claim 4). Further, in the determination in (C), if there is a discrimination physical quantity between the respective count peak positions in the distribution function obtained in (A) described above, the discrimination physical quantity is appropriate, and It is assumed that the discrimination physical quantity is not appropriate unless the discrimination physical quantity exists between the peak positions (the invention according to claim 5). By determining whether or not it is appropriate in this way, it is not necessary to visually check all the calculation results, and it is only necessary to adjust only the inappropriate physical quantity, and labor can be saved greatly.
また、(D)上述した(C)での判定結果を出力するのがより好ましい（請求項６に記載の発明）。判定結果を出力することで、多数（例えば数万個）の弁別物理量についての判定結果の閲覧に供することができる。出力の形態は、モニタに代表される表示手段に表示出力する形態であってもよいし、プリンタに代表される印刷手段に印刷出力する形態であってもよい。 (D) It is more preferable to output the determination result in (C) described above (the invention according to claim 6). By outputting the determination results, it is possible to browse the determination results for a large number (for example, tens of thousands) of discrimination physical quantities. The output form may be a form of display output on display means represented by a monitor, or a form of print output to printing means represented by a printer.
また、(E)上述した(C)での判定で弁別物理量が適切でないと判定された場合には、その弁別物理量を調整するのがより好ましい（請求項７に記載の発明）。弁別物理量を調整することで、より一層安定した弁別性能を確保することができる。また、請求項６に記載の発明のように(D)上述した(C)での判定結果を出力し、さらに、その判定結果の出力に基づいて上述した(E)での調整を行うのがより好ましい（請求項８に記載の発明）。判定結果を出力することで、多数の弁別物理量についての判定結果の閲覧に供することができ、その判定結果の出力に基づいて(E)での調整を行いやすくすることができる。 (E) When it is determined that the discrimination physical quantity is not appropriate in the determination in (C) described above, it is more preferable to adjust the discrimination physical quantity (the invention according to claim 7). By adjusting the discrimination physical quantity, more stable discrimination performance can be secured. Further, as in the sixth aspect of the invention, (D) the determination result in (C) described above is output, and further, the adjustment in (E) described above is performed based on the output of the determination result. More preferred (the invention according to claim 8). By outputting the determination result, it is possible to browse the determination results for a large number of discrimination physical quantities, and the adjustment in (E) can be facilitated based on the output of the determination results.
上述したこれらの発明において、(F)上述した(B)での算出では、上述した(A)でそれぞれ求められた分布関数における各々の計数ピークの所定割合となる位置を弁別物理量としてもよいし（請求項９に記載の発明）、(F´)上述した(B)での算出では、上述した(A)でそれぞれ求められた分布関数が互いに交わる交点を弁別物理量としてもよい（請求項１０に記載の発明）が、前者の発明（請求項９に記載の発明）の方が弁別物理量をより正確に求める上で好ましい。すなわち、後者の発明（請求項１０に記載の発明）の場合には、各分布関数が互いに同程度でなく、一方が極端に大きく他方が極端に小さいと弁別物理量が正確に求められない恐れがあるが、前者の発明の場合には、各分布関数が互いに同程度でなく、一方が極端に大きく他方が極端に小さかったとしても、各々の計数ピークの所定割合となる位置を弁別物理量とすることで、弁別物理量をより正確に求めることができる。要約すると、前者の発明の場合には、各々の分布関数の統計差が影響しないので、結晶の組み合わせやその結晶長の組み合わせなどに対して柔軟に対応することができるとともに、弁別物理量を求めることができる。 In these inventions described above, (F) in the calculation in (B) described above, a position that is a predetermined ratio of each count peak in the distribution function obtained in (A) described above may be used as a discrimination physical quantity. (Invention of Claim 9), (F ′) In the calculation in (B) described above, the intersection physical point at which the distribution functions obtained in (A) described above cross each other may be used as the discrimination physical quantity. The former invention (the invention described in claim 9) is more preferable in obtaining the discrimination physical quantity more accurately. That is, in the case of the latter invention (invention according to claim 10), if the distribution functions are not equal to each other, and one is extremely large and the other is extremely small, the discrimination physical quantity may not be obtained accurately. However, in the case of the former invention, even if each distribution function is not equal to each other, and one is extremely large and the other is extremely small, the position at which a predetermined ratio of each count peak is set as a discrimination physical quantity Thus, the discrimination physical quantity can be obtained more accurately. In summary, in the case of the former invention, since the statistical difference of each distribution function does not affect, it is possible to flexibly cope with the combination of crystals and the combination of the crystal lengths, and to obtain the discrimination physical quantity. Can do.
上述したこれらの(F)、(F´)以外に、(F´´)上述した(B)での算出では、上述した(A)でそれぞれ求められた分布関数において上述した横軸の方向に上述した縦軸の放射線の計数値を積算して得られた総計数を表した面積における面積比を表す計数比が、予め求められた検出器の構造に依存した計数比と等しくなる位置を弁別物理量としてもよい（請求項１１に記載の発明）。上述したこれらの(F)、(F´)と比較すると、(F´´)では演算時間の短縮、分布関数の統計依存性の低減が可能になる。 In addition to these (F) and (F ′) described above, (F ″) in the calculation in (B) described above, in the distribution function obtained in (A) described above, in the direction of the horizontal axis described above. Discriminate the position where the count ratio representing the area ratio in the area representing the total count obtained by integrating the radiation count values on the vertical axis is equal to the count ratio depending on the detector structure determined in advance. It may be a physical quantity (the invention according to claim 11). Compared with these (F) and (F ′) described above, (F ″) makes it possible to shorten the computation time and reduce the statistical dependence of the distribution function.
上述したこれらの発明において、上述した(A)での算出に用いられる検出器によって実際に得られた光量は、放射線源を使用して得られたデータから放射線源を使用せずに得られたデータを除いたデータであるのが好ましい（請求項１２に記載の発明）。放射線源を使用して得られたデータから放射線源を使用せずに得られたデータを除いたデータ、すなわちBack Groundを除いたデータを(A)での算出に用いることで、弁別物理量を容易に算出することができる。 In these inventions described above, the amount of light actually obtained by the detector used for the calculation in (A) described above was obtained without using the radiation source from the data obtained using the radiation source. The data is preferably data excluding data (the invention according to claim 12). Discriminating physical quantities can be easily obtained by using the data obtained by using the radiation source, excluding the data obtained without using the radiation source, that is, the data excluding Back Ground for the calculation in (A). Can be calculated.
この発明に係る撮像装置および光源位置算出方法によれば、入射された放射線を光に変換することで放射線を検出するように構成され、かつ減衰時間が互いに異なるシンチレータからなる検出素子を複数組み合わせて構成された検出器を有し、(A) 検出器によって実際に得られた光量に基づいて、同一の検出器で減衰時間が互いに異なる各々の検出素子ごとに、横軸を光の減衰を表す減衰物理量として、縦軸を放射線の計数値とした光源に関する分布関数をそれぞれ求め、(B)それぞれ求められた分布関数に基づいて弁別物理量を求めるので、安定した弁別能力を確保することができる。 According to the imaging apparatus and the light source position calculation method according to the present invention, a combination of a plurality of detection elements configured to detect radiation by converting incident radiation into light and having scintillators with different decay times. (A) Based on the amount of light actually obtained by the detector , the horizontal axis represents the light attenuation for each detection element with the same attenuation time based on the amount of light actually obtained by the detector. As the attenuation physical quantity, a distribution function relating to the light source having the vertical axis as the radiation count value is obtained, and (B) the discrimination physical quantity is obtained based on the obtained distribution functions, so that stable discrimination ability can be ensured.
以下、図面を参照してこの発明の実施例１を説明する。
図１は、各実施例に係るＰＥＴ(Positron Emission Tomography)装置の側面図およびブロック図である。なお、後述する実施例２も含めて、本実施例１では、撮像装置として、核医学診断装置を例に採って説明するとともに、核医学診断装置として、ＰＥＴ装置を例に採って説明する。
FIG. 1 is a side view and a block diagram of a PET (Positron Emission Tomography) apparatus according to each embodiment. In the first embodiment, including a second embodiment to be described later, a nuclear medicine diagnosis apparatus will be described as an example of the imaging apparatus, and a PET apparatus will be described as an example of the nuclear medicine diagnosis apparatus.
後述する実施例２も含めて、本実施例１に係るＰＥＴ装置は、図１に示すように、被検体Ｍを載置する天板１を備えている。この天板１は、上下に昇降移動、被検体Ｍの体軸Ｚに沿って平行移動するように構成されている。このように構成することで、天板１に載置された被検体Ｍは、後述するガントリ２の開口部２ａを通って、頭部から順に腹部、足部へと走査されて、被検体Ｍの投影データや断層画像といった診断データを得る。
The PET apparatus according to the first embodiment including the second embodiment to be described later includes a
天板１の他に、本実施例１に係るＰＥＴ装置は、開口部２ａを有したガントリ２と、投影データ（『エミッションデータ』とも呼ばれる）用の光子検出器３とを備えている。光子検出器３は、被検体Ｍの体軸Ｚ周りを取り囲むようにしてリング状に配置されており、ガントリ２内に埋設されている。本実施例１の光子検出器３は、後述するシンチレータブロック３ａや光電子増倍管３ｃなどで構成されている（図２を参照）。
In addition to the
また、本実施例１では、点線源４と後述する吸収補正データ（『トランスミッションデータ』とも呼ばれる）用の光子検出器５を備えている。吸収補正データ用の光子検出器５は、投影データ用の光子検出器３と同様にシンチレータブロックや光電子増倍管などで構成されている。点線源４は、被検体Ｍに投与する放射性薬剤、すなわち放射性同位元素（ＲＩ）と同種の放射線（本実施例１ではγ線）を照射させる線源であって、被検体Ｍの外部に配設されている。本実施例１では、ガントリ２内に埋設されている。点線源４は被検体Ｍの体軸Ｚ周りに回転する。
In the first embodiment, a point source 4 and a
その他にも、本実施例１に係るＰＥＴ装置は、天板駆動部６とコントローラ７と入力部８と出力部９と投影データ導出部１０と吸収補正データ導出部１１と吸収補正部１２と再構成部１３とメモリ部１４と弁別パラメータ導出部１５とを備えている。天板駆動部６は、天板１の上述した移動を行うように駆動する機構であって、図示を省略するモータなどで構成されている。
In addition, the PET apparatus according to the first embodiment includes a top board driving unit 6, a controller 7, an input unit 8, an
コントローラ７は、本実施例１に係るＰＥＴ装置を構成する各部分を統括制御する。コントローラ７は、中央演算処理装置（ＣＰＵ）などで構成されている。 The controller 7 comprehensively controls each part constituting the PET apparatus according to the first embodiment. The controller 7 includes a central processing unit (CPU).
入力部８は、オペレータが入力したデータや命令をコントローラ７に送り込む。入力部８は、マウスやキーボードやジョイスティックやトラックボールやタッチパネルなどに代表されるポインティングデバイスで構成されている。出力部９はモニタなどに代表される表示部やプリンタなどで構成されている。
The input unit 8 sends data and commands input by the operator to the controller 7. The input unit 8 includes a pointing device represented by a mouse, a keyboard, a joystick, a trackball, a touch panel, and the like. The
メモリ部１４は、ＲＯＭ（Read-only Memory）やＲＡＭ（Random-Access Memory）などに代表される記憶媒体で構成されている。本実施例１では、投影データ導出部１０や再構成部１３で処理された診断データや、吸収補正データ導出部１１で求められた吸収補正データや、弁別パラメータ導出部１５で求められた後述するFitting関数や弁別パラメータなどについてはＲＡＭに書き込んで記憶し、必要に応じてＲＡＭから読み出す。ＲＯＭには、各種の核医学診断を含めて撮像を行うためのプログラム等を予め記憶しており、そのプログラムをコントローラ７が実行することでそのプログラムに応じた核医学診断を含む撮像をそれぞれ行う。
The
投影データ導出部１０と吸収補正データ導出部１１と吸収補正部１２と再構成部１３と弁別パラメータ導出部１５とは、例えば上述したメモリ部１４などに代表される記憶媒体のＲＯＭに記憶されたプログラムあるいは入力部８などに代表されるポインティングデバイスで入力された命令をコントローラ７が実行することで実現される。
The projection
放射性薬剤が投与された被検体Ｍから発生した光子をシンチレータブロック３ａ（図２を参照）が光に変換して、変換されたその光を光電子増倍管３ｃ（図２を参照）が光電変換して電気信号に出力する。その電気信号を画像情報（画素）として、弁別パラメータ導出部１５を介して投影データ導出部１０に送り込む。
Photons generated from the subject M to which the radiopharmaceutical is administered are converted into light by the
具体的には、被検体Ｍに放射性薬剤を投与すると、ポジトロン放出型のＲＩのポジトロンが消滅することにより、２本の光子が発生する。投影データ導出部１０は、シンチレータブロック３ａ（図２を参照）の位置と光子の入射タイミングとをチェックし、被検体Ｍを挟んで互いに対向位置にある２つのシンチレータブロック３ａで光子が同時に入射したときのみ、送り込まれた画像情報を適正なデータと判定する。一方のシンチレータブロック３ａのみに光子が入射したときには、投影データ導出部１０は、ポジトロンの消滅により生じた光子ではなくノイズとして扱い、そのときに送り込まれた画像情報もノイズと判定してそれを棄却する。なお、シンチレータブロック３ａでの入射位置を求めることで、対消滅発生地点を通り、シンチレータブロック３ａでの入射位置を通る検出器対の直線を正確に求めることができるが、このシンチレータブロック３ａでの入射位置、すなわち入射位置に関する弁別パラメータについては、弁別パラメータ導出部１５で詳しく後述する。
Specifically, when a radiopharmaceutical is administered to the subject M, the positron emission RI positron disappears and two photons are generated. The projection
投影データ導出部１０に送り込まれた画像情報を投影データとして、吸収補正部１２に送り込む。吸収補正部１２に送り込まれた投影データに、吸収補正データ導出部１１から吸収補正部１２に送り込まれた吸収補正データ（トランスミッションデータ）を作用させて、被検体Ｍの体内での光子の吸収を考慮した投影データに補正する。
The image information sent to the projection
なお、点線源４が被検体Ｍの体軸Ｚの周りを回転しながら被検体Ｍに向けて光子を照射し、照射された光子を吸収補正データ用の光子検出器５のシンチレータブロック（図示省略）が光に変換して、変換されたその光を光子検出器５の光電子増倍管（図示省略）が光電変換して電気信号に出力する。その電気信号を画像情報（画素）として吸収補正データ導出部１１に送り込む。
The dotted line source 4 emits photons toward the subject M while rotating around the body axis Z of the subject M, and the irradiated photons are scintillator blocks (not shown) of the
吸収補正データ導出部１１に送り込まれた画像情報に基づいて吸収補正データを求める。吸収補正データ導出部１１は、光子またはＸ線の吸収係数とエネルギーとの関係を表す演算を利用することで、ＣＴ用の投影データ、すなわちＸ線吸収係数の分布データを光子吸収係数の分布データに変換して、光子吸収係数の分布データを吸収補正データとして求める。導出された吸収補正データは上述した吸収補正部１２に送られる。
Absorption correction data is obtained based on the image information sent to the absorption correction
補正後の投影データを再構成部１３に送り込む。再構成部１３がその投影データを再構成して、被検体Ｍの体内での光子の吸収を考慮した断層画像を求める。このように、吸収補正部１２、再構成部１３を備えることで、吸収補正データに基づいて投影データを補正するとともに、断層画像を補正する。補正された断層画像を、コントローラ７を介して出力部９やメモリ部１４などに送り込む。
The corrected projection data is sent to the
次に、本実施例１に係る投影データ用の光子検出器３や吸収補正データ用の光子検出器５の具体的な構成について、図２を参照して説明する。図２は、光子検出器の具体的構成の概略図である。図２では、投影データ用の光子検出器３を図示しているが、吸収補正データ用の光子検出器５も同様である。
Next, specific configurations of the
光子検出器３は、深さ方向に減衰時間が互いに異なる検出素子であるシンチレータを複数組み合わせて構成されたシンチレータブロック３ａと、シンチレータブロック３ａに光学的に結合されたライトガイド３ｂと、ライトガイド３ｂに光学的に結合された光電子増倍管３ｃとを備えて構成されている。シンチレータブロック３ａ中の各シンチレータは、入射された光子によって発光して光に変換することで光子を検出する。光子検出器３は、この発明における検出器に相当する。
The
本実施例１では、深さ方向（図２ではｒ）に減衰時間が互いに異なるシンチレータ群を２つ組み合わせて構成しており、深さ方向に対して入射側から順にシンチレータ群Ａ，シンチレータ群Ｂとする。このように、深さ方向に減衰時間が互いに異なる検出素子であるシンチレータを複数（図２では２つ）組み合わせて構成することで、深さ方向の光源位置を弁別する。また、本実施例１では、深さ方向に直交する平面に対してシンチレータを複数個組み合わせて構成しており、深さ方向に直交する平面に対しても光源位置を弁別する。後述するBack Groundを除くために自己放射能を持つ結晶素子（例えばＬｕを含むＧＳＯ）を光子検出器３のシンチレータとして使用するのが好ましい。
In the first embodiment, two scintillator groups having different decay times in the depth direction (r in FIG. 2) are combined, and scintillator group A and scintillator group B are sequentially arranged from the incident side in the depth direction. And In this way, the light source position in the depth direction is discriminated by combining a plurality (two in FIG. 2) of scintillators that are detection elements having different decay times in the depth direction. Further, in the first embodiment, a plurality of scintillators are combined with respect to a plane orthogonal to the depth direction, and the light source position is also distinguished from the plane orthogonal to the depth direction. It is preferable to use a crystal element having self-radiation (for example, GSO containing Lu) as the scintillator of the
ライトガイド３ｂは、シンチレータブロック３ａによって変換された光を光電子増倍管３ｃに案内する。光電子増倍管３ｃは、ライトガイド３ｂで案内された光を光電変換して電気信号に出力して、弁別パラメータ導出部１５（図１を参照）に送り込む。
The
次に、弁別パラメータ導出部１５およびそれに関する光源位置算出方法について、図３〜図９を参照して説明する。図３は、実施例１に係る光源位置算出方法を含んだ一連の撮像の流れを示すフローチャートであり、図４は、実施例１に係る一連の光源位置算出方法の流れを示すフローチャートであり、図５は、減衰時間が互いに異なる場合の光量の時間変化（波形を表す出力）を模式的にそれぞれ示したグラフであり、減衰率を求めるためのグラフであり、図６は、横軸を減衰率として、縦軸を光子の計数値とした実際のデータおよび各関数を示したグラフであり、図７は、２つのガウス関数（Fitting関数）を構成するパラメータと弁別パラメータとの関係を模式的に示したグラフであり、図８は、表示出力態様の一例を模式的に示した図であり、図９は、表示出力態様の一例および弁別パラメータの調整を模式的に示した図である。
Next, the discrimination
弁別パラメータ導出部１５（図１を参照）は、(A)光子検出器３によって実際に得られた光源に関する分布に基づいて、減衰時間が互いに異なる各々のシンチレータ群Ａ，Ｂごとに光源に関する分布関数としてガウス(Gauss)関数からなるFitting関数をそれぞれ求め、(B)それぞれ求められたFitting関数に基づいて弁別パラメータを求める。Fitting関数は、この発明における光源に関する分布関数に相当し、弁別パラメータは、この発明における弁別物理量に相当し、弁別パラメータ導出部１５は、この発明における演算手段に相当する。
The discrimination parameter deriving unit 15 (see FIG. 1) distributes the light source for each of the scintillator groups A and B having different decay times based on (A) the distribution regarding the light source actually obtained by the
（ステップＳ１）放射性薬剤（放射線源）を使用して収集
先ず、被検体Ｍに放射性薬剤を投与して、投与された被検体内から放出される光子を光子検出器３で検出する。光子を光子検出器３で検出することで放射線源を使用してデータを収集する。なお、光子検出器３のシンチレータには、自己放射能を持つ結晶素子（例えばＬｕを含むＧＳＯ）を使用している。
(Step S1) Collection Using Radiopharmaceutical (Radiation Source) First, a radiopharmaceutical is administered to the subject M, and photons emitted from the administered subject are detected by the
（ステップＳ２）放射性薬剤（放射線源）を使用せずに収集
次に、放射性薬剤を使用せずに、その自己放射能を持つ結晶素子から発生した光子を光子検出器３自身が検出する。自己放射能を持つ結晶素子から発生した光子を光子検出器３自身で検出することで放射線源を使用せずにデータを収集する。
(Step S2) Collection without Using Radiopharmaceutical (Radiation Source) Next, the
（ステップＳ３）Back Groundを除く
ステップＳ１で放射線源を使用して得られたデータからステップＳ２で放射線源を使用せずに得られたデータを減算することで、放射線源を使用せずに得られたデータを除く。すなわちBack Groundを除く。このBack Groundを除いたデータを弁別パラメータ導出部１５（図１を参照）に送り込み、次のステップＳ４での算出に用いる。
(Step S3) Excluding Back Ground Obtained without using the radiation source by subtracting the data obtained without using the radiation source at Step S2 from the data obtained using the radiation source at Step S1. Excluded data. That is, except for Back Ground. Data excluding this Back Ground is sent to the discrimination parameter deriving unit 15 (see FIG. 1), and used for calculation in the next step S4.
（ステップＳ４）光源位置算出処理
ステップＳ４での光源位置算出処理は、下記のステップＴ１〜Ｔ１０からなり、弁別パラメータ導出部１５（図１を参照）によって、Fitting関数を求めて（ステップＴ４）、弁別パラメータを求める（ステップＴ５）。
(Step S4) Light Source Position Calculation Process The light source position calculation process in step S4 includes the following steps T1 to T10, and the Fitting function is obtained by the discrimination parameter deriving unit 15 (see FIG. 1) (step T4). A discrimination parameter is obtained (step T5).
（ステップＴ１）計数ピークａ２、ピーク位置ｂ２を探す
上述したステップＳ３で求められたBack Groundを除いたデータを用いて、図５に示すように波形を表す出力を求める。図５の横軸は時間で、縦軸は光子検出器３（図１、図２を参照）によって実際に得られた光量（ただしBack Groundを除く）である。すなわち、波形の出力はBack Groundを除いた光量の時間変化を表す。図２に示すように減衰時間が互いに異なるシンチレータ群Ａ，Ｂを光子検出器３で用いたときには、例えば図５（ａ）、図５（ｂ）に示すように、減衰時間が互いに異なる場合の光量の時間変化をそれぞれ出力する。図５に示すように減衰率をＲとする。
(Step T1) Searching for the counting peak a 2 and the peak position b 2 Using the data excluding the Back Ground obtained in Step S3 described above, an output representing the waveform is obtained as shown in FIG. The horizontal axis in FIG. 5 is time, and the vertical axis is the amount of light (except for Back Ground) actually obtained by the photon detector 3 (see FIGS. 1 and 2). That is, the waveform output represents the temporal change in the amount of light excluding Back Ground. When scintillator groups A and B having different decay times are used in the
具体的には、光量をＩとしたときに、図５のグラフにおいてｔ０からｔ１までの総面積（光量時間的総和）のときにｔ０からｔｘまでの総面積（光量時間的総和）がどの程度変化（すなわち減衰）したのかを求める。なお、ｔ０およびｔ１のタイミングについては限定されないが、ｔ０についてはピークから光が減衰を始めた直後を設定するのが好ましい。ｔ０からｔ１までの総面積をＳａｌｌとするとともに、ｔ０からｔｘまでの総面積をＳｘとすると、減衰率ＲはＲ＝Ｓｘ／Ｓａｌｌで表される。減衰率Ｒは、この発明における光の減衰を表す減衰物理量に相当する。 Specifically, when the light quantity is I, the total area from t 0 to t x (total time in light quantity) when the total area from t 0 to t 1 (total time in light quantity) in the graph of FIG. ) Is changed (that is, attenuated). Although the timings of t 0 and t 1 are not limited, it is preferable to set t 0 immediately after the light starts to attenuate from the peak. When the total area from t 0 to t 1 is S all and the total area from t 0 to t x is S x , the attenuation rate R is expressed by R = S x / S all . The attenuation rate R corresponds to an attenuation physical quantity representing the attenuation of light in the present invention.
総面積ＳａｌｌＳｘを連続的に求める場合には時間積分で求める。すなわち、Ｓａｌｌ＝∫Ｉｄｔ（ただし、ｔ０〜ｔ〜ｔ１までの積分）およびＳｘ＝∫Ｉｄｔ（ただし、ｔ０〜ｔ〜ｔｘまでの積分）で求める。もちろん、総面積ＳａｌｌＳｘを離散的に求める場合には時間総和で求める。すなわち、Ｓａｌｌ＝ΣＩ（ただし、ｔ＝ｔ０〜ｔ１までの総和）およびＳｘ＝ΣＩ（ただし、ｔ＝ｔ０〜ｔｘまでの総和）で求める。 When the total area S all S x is obtained continuously, it is obtained by time integration. That is, S all = ∫Idt (however, integration from t 0 to t to t 1 ) and S x = ∫Idt (however, integration from t 0 to t to t x ). Of course, when the total area S all S x is obtained discretely, it is obtained as a total time. That is, it is obtained by S all = ΣI (where t = t 0 to t 1 ) and S x = ΣI (where t = t 0 to t x ).
この減衰率Ｒを横軸とするとともに、縦軸を光子の計数値としたグラフは、図６に示す通りである。ただし、図６では、減衰時間が互いに異なる検出素子であるシンチレータを３つ組み合わせたときのグラフである。実際に得られたBack Groundを除いたデータを用いて横軸を減衰率Ｒとして、縦軸を光子の計数値としたグラフを、図６では実線として図示する。同じく、横軸を減衰率Ｒとして、縦軸を光子の計数値とした、減衰時間が互いに異なるシンチレータごとのFitting関数を、図６では一点鎖線として図示する。これら３つのFitting関数を加算して得られた関数を、図６では点線として図示する。すると、この加算して得られた関数（図６の点線を参照）が、実際に得られたBack Groundを除いたデータのグラフ（図６の実線を参照）に近づくように各々のFitting関数を構成するパラメータを調整することになる。 A graph in which the attenuation rate R is the horizontal axis and the vertical axis is the photon count value is as shown in FIG. However, FIG. 6 is a graph when three scintillators that are detection elements having different decay times are combined. A graph in which the horizontal axis is the attenuation rate R and the vertical axis is the photon count value using the data obtained by actually removing the back ground is shown as a solid line in FIG. Similarly, a fitting function for each scintillator with different decay times, in which the horizontal axis is the attenuation rate R and the vertical axis is the photon count value, is shown as a one-dot chain line in FIG. A function obtained by adding these three fitting functions is shown as a dotted line in FIG. Then, each fitting function is set so that the function obtained by this addition (see the dotted line in FIG. 6) approaches the actually obtained data graph excluding Back Ground (see the solid line in FIG. 6). The parameters to be configured will be adjusted.
具体的には、Fitting関数として、減衰時間が互いに異なるシンチレータの個数分のガウス関数をそれぞれ定義する。上述した図６の場合には、減衰時間が互いに異なる検出素子であるシンチレータを３つ組み合わせているので、Fitting関数として３つのガウス関数をそれぞれ定義する。一方、図２に示すように減衰時間が互いに異なるシンチレータ群Ａ，Ｂを光子検出器３で用いたときには、減衰時間が互いに異なる検出素子であるシンチレータを２つ組み合わせているので、Fitting関数として２つのガウス関数をそれぞれ定義する。図２に示すような減衰時間が互いに異なるシンチレータ群Ａ，Ｂを光子検出器３で用いたときを例に採って、以下を説明する。シンチレータ群Ａに関するFitting関数をｆ（ｘ）とするとともに、シンチレータ群Ｂに関するFitting関数をｇ（ｘ）として、下記（１）、（２）式のようにガウス関数ｆ（ｘ）、ｇ（ｘ）としてそれぞれ表す。
Specifically, Gauss functions corresponding to the number of scintillators having different decay times are defined as the fitting functions. In the case of FIG. 6 described above, since three scintillators that are detection elements having different decay times are combined, three Gaussian functions are respectively defined as fitting functions. On the other hand, when the scintillator groups A and B having different decay times are used in the
ｆ（ｘ）＝ａ１×ｅｘｐ｛−（ｘ−ｂ１）２／ｃ１ ２｝ …（１）
ｇ（ｘ）＝ａ２×ｅｘｐ｛−（ｘ−ｂ２）２／ｃ２ ２｝ …（２）
ただし、ｘ＝Ｒである。このｆ（ｘ）、ｇ（ｘ）をグラフで表すと、図７のようになる。図７に示すように、シンチレータ群Ａに関するFitting関数ｆ（ｘ）では、計数ピークはａ１となり、そのピーク位置はｂ１となる。一方、シンチレータ群Ｂに関するFitting関数ｇ（ｘ）では、計数ピークはａ２となり、そのピーク位置はｂ２となる。図７では、各々のFitting関数ｆ（ｘ）、ｇ（ｘ）を点線で図示するとともに、これら２つのFitting関数を加算して得られた関数を実線で図示する。
f (x) = a 1 × exp {− (x−b 1 ) 2 / c 1 2 } (1)
g (x) = a 2 × exp {− (x−b 2 ) 2 / c 2 2 } (2)
However, x = R. FIG. 7 shows f (x) and g (x) as graphs. As shown in FIG. 7, in the fitting function f (x) related to the scintillator group A, the count peak is a 1 and the peak position is b 1 . On the other hand, in the fitting function g (x) related to the scintillator group B, the count peak is a 2 and the peak position is b 2 . In FIG. 7, the fitting functions f (x) and g (x) are illustrated by dotted lines, and the function obtained by adding these two fitting functions is illustrated by a solid line.
弁別パラメータ導出部１５（図１を参照）によって後述するステップＴ５で求められる弁別パラメータをｋとすると、図７に示すように、Fitting関数ｆ（ｘ）、ｇ（ｘ）における各々の計数ピークａ１，ａ２のｎ分の一（すなわちａ１／ｎ，ａ２／ｎ）となる位置を弁別パラメータｋとするのが好ましい（図１０（ａ）も参照）。すなわち、Fitting関数ｆ（ｘ）、ｇ（ｘ）における各々の計数ピークａ１，ａ２がともにｎ分の一となる位置を弁別パラメータｋとしている。この計数ピークのｎ分の一は、この発明における計数ピークの所定割合に相当する。 Assuming that the discrimination parameter obtained in step T5 described later by the discrimination parameter deriving unit 15 (see FIG. 1) is k, as shown in FIG. 7, each counting peak a in the fitting functions f (x) and g (x) It is preferable that a position that is 1 / n of 1 and a 2 (that is, a 1 / n, a 2 / n) is set as the discrimination parameter k (see also FIG. 10A). That is, the discrimination parameter k is a position where the counting peaks a 1 and a 2 in the fitting functions f (x) and g (x) are both 1 / n. One-n-th of the count peak corresponds to a predetermined ratio of the count peak in the present invention.
具体的には、図７に示すように、シンチレータ群Ａに関するFitting関数ｆ（ｘ）における計数ピークａ１のｎ分の一（ａ１／ｎ）となる幅をσ１（ｎ）とするとともに、シンチレータ群Ｂに関するFitting関数ｇ（ｘ）における計数ピークａ２のｎ分の一（ａ２／ｎ）となる幅をσ２（ｎ）とすると、下記（３）、（４）式のように表される。 Specifically, as shown in FIG. 7, the width that becomes 1 / n (a 1 / n) of the counting peak a 1 in the fitting function f (x) related to the scintillator group A is set to σ 1 (n). Assuming that σ 2 (n) is a width that is 1 / n (a 2 / n) of the counting peak a 2 in the fitting function g (x) for the scintillator group B, the following equations (3) and (4) It is expressed in
σ１（ｎ）＝ｃ１×√（ｌｏｇｅｎ） …（３）
σ２（ｎ）＝ｃ２×√（ｌｏｇｅｎ） …（４）
このｎ分の一となる幅σ１（ｎ），σ２（ｎ）を用いると、弁別パラメータｋの関係式は、下記（５）、（６）式のように表される。
σ 1 (n) = c 1 × √ (log e n) ... (3)
σ 2 (n) = c 2 × √ (log e n) ... (4)
When the widths σ 1 (n) and σ 2 (n) which are 1 / n are used, the relational expression of the discrimination parameter k is expressed as the following expressions (5) and (6).
ｋ＝ｂ１＋σ１（ｎ） …（５）
ｋ＝ｂ２−σ２（ｎ） …（６）
これらの（３）〜（６）式を解くと、弁別パラメータｋは、下記（７）式のように求められる。
k = b 1 + σ 1 (n) (5)
k = b 2 −σ 2 (n) (6)
When these equations (3) to (6) are solved, the discrimination parameter k is obtained as the following equation (7).
ｋ＝（ｃ２×ｂ１＋ｃ１×ｂ２）／（ｃ１＋ｃ２） …（７）
これは、Fitting関数を構成するパラメータｂ１，ｂ２，ｃ１，ｃ２から弁別パラメータｋを容易に求めることができることを示している。
k = (c 2 × b 1 + c 1 × b 2 ) / (c 1 + c 2 ) (7)
This indicates that the discrimination parameter k can be easily obtained from the parameters b 1 , b 2 , c 1 , and c 2 constituting the Fitting function.
したがって、弁別パラメータｋを求めるのに、Fitting関数を構成するパラメータについて適当な初期値を設定するのが好ましい。光子検出器３（図１、図２を参照）によって実際に得られた光量に関する分布（ヒストグラム）（本実施例１では実際に得られたBack Groundを除いたデータを用いて横軸を減衰率Ｒとして、縦軸を光子の計数値としたグラフ）は、検出素子を構成するシンチレータの結晶毎に異なるが、その傾向は同じである。したがって、ある部分を基準としてFitting関数を構成するパラメータを決定する。 Therefore, in order to obtain the discrimination parameter k, it is preferable to set an appropriate initial value for the parameters constituting the fitting function. Distribution (histogram) relating to the amount of light actually obtained by the photon detector 3 (see FIGS. 1 and 2) (in the first embodiment, the horizontal axis is used to represent the attenuation rate using data excluding the actually obtained Back Ground. The graph of R as the photon count value on the vertical axis is different for each scintillator crystal constituting the detection element, but the tendency is the same. Therefore, the parameters constituting the Fitting function are determined based on a certain part.
図７のグラフを例に採ると、ａ２＞ａ１であり、計数ピークａ２は、最大のカウント（計数値）であり、そのピーク位置ｂ２は、そのときの出力値であるので容易に検索することができる。つまり、図７のグラフ（実際に得られたBack Groundを除いたデータの最大のカウント（計数値）とそのときの出力値）から、計数ピークａ２、ピーク位置ｂ２を探す。 Taking the graph of FIG. 7 as an example, a 2 > a 1 , the count peak a 2 is the maximum count (count value), and the peak position b 2 is the output value at that time, so it is easy. Can be searched. That is, the count peak a 2 and the peak position b 2 are searched from the graph of FIG. 7 (maximum count (count value) of data excluding Back Ground actually obtained and output value at that time).
（ステップＴ２）ピークａ２≧ＴＨ？
ステップＴ１で得られた計数ピークａ２、ピーク位置ｂ２から後述するステップＴ３で初期値を設定して他のパラメータを決定すればよいが、計数ピークａ２がしきい値(Threshold)ＴＨを超えているか否かをこのステップＴ２で統計的に確認する。計数ピークａ２がしきい値ＴＨを超えた範囲（計数ピークａ２がしきい値ＴＨと等しい場合も含む：ａ２≧ＴＨ）にあれば後述するステップＴ５で求められる弁別パラメータｋが適切であるとして、次のステップＴ３に進む。一方、もし、計数ピークａ２がしきい値ＴＨを超えた範囲になければ（ａ２＜ＴＨ）、弁別パラメータｋが適切でないとしてステップＴ７に進む。しきい値ＴＨを本実施例１では“３０”とする。本実施例１では、実際に求められる適切な弁別パラメータｋに対して顕著に異なるようにして区別するために、ステップＴ７では弁別パラメータをｋ＝１で設定する。このしきい値ＴＨを超えた範囲は、この発明における所定範囲に相当する。このステップＴ２は、この発明における(C)に相当する。
(Step T2) Peak a 2 ≧ TH?
Other parameters may be determined by setting initial values from the count peak a 2 and the peak position b 2 obtained in step T1 in step T3, which will be described later, but the count peak a 2 has a threshold value TH. It is statistically confirmed at this step T2 whether or not it exceeds. Range counting peak a 2 is greater than the threshold value TH (if counting peak a 2 is equal to the threshold value TH also includes: a 2 ≧ TH) discrimination is determined in step T5 described later if the parameter k is appropriate If there is, the process proceeds to the next step T3. On the other hand, if, be in the range of counts peak a 2 is greater than the
また、計数ピークａ２に限定されずに、ピーク位置ｂ１，ｂ２についても、計数ピークａ２と同様にしきい値などによる判定条件を設けてもよい。例えば、１４０＜ｂ１＜１６０，１６０＜ｂ２＜２００を設定することで、より高精度でFitting関数を構成するパラメータを調整するFittingの合否の判定を行うことができる。 Further, not limited to the counting peak a 2 , the peak positions b 1 and b 2 may be provided with a determination condition based on a threshold value as in the counting peak a 2 . For example, by setting 140 <b 1 <160, 160 <b 2 <200, it is possible to determine whether the fitting is acceptable or not by adjusting the parameters constituting the fitting function with higher accuracy.
（ステップＴ３）初期値の設定
ステップＴ２で計数ピークａ２がしきい値を超えた範囲（ａ２≧ＴＨ）にあると判定された場合には、弁別パラメータｋが適切であるとして、ステップＴ１で得られた計数ピークａ２、ピーク位置ｂ２から、下記（８）、（９）式のように初期値を設定して他のパラメータａ１，ｂ１を決定する。
As (Step T3) counts peak a 2 in setting step T2 of the initial value when it is determined that the range (a 2 ≧ TH) which exceeds the threshold, the discrimination parameter k is appropriate, step T1 From the count peak a 2 and the peak position b 2 obtained in step 1 , the initial values are set as in the following equations (8) and (9) to determine other parameters a 1 and b 1 .
ａ１＝ａ２×α …（８）
ｂ１＝ｂ２−Δβ …（９）
図７のグラフを例に採ると、計数ピークａ２よりも低いピークが、計数ピークａ１で、そのときのピーク位置が、ピーク位置ｂ２であるので容易に検索することができる。つまり、図７のグラフ（実際に得られたBack Groundを除いたデータの２番目に大きいカウント（計数値）とそのときの出力値）から、計数ピークａ１、ピーク位置ｂ１を探す。上記（８）式中のαを本実施例１では“０．６”とするとともに、上記（９）式中のΔβを本実施例１では“３０”とする。
a 1 = a 2 × α (8)
b 1 = b 2 −Δβ (9)
Taking the graph of FIG. 7 as an example, the peak lower than the counting peak a 2 is the counting peak a 1 , and the peak position at that time is the peak position b 2 , so that it can be easily searched. That is, the count peak a 1 and the peak position b 1 are searched from the graph of FIG. 7 (the second largest count (count value) of the data excluding Back Ground actually obtained and the output value at that time). In the first embodiment, α in the above equation (8) is set to “0.6”, and Δβ in the above equation (9) is set to “30” in the first embodiment.
ところで、Fitting関数を構成するパラメータを調整するFitting範囲については、調整を行うのに必要な領域のみで行うのが好ましい。すなわち、パラメータのとり得る全領域から検索するのでなく、実際に得られたパラメータ（ここでは既に求められたａ１，ａ２，ｂ１，ｂ２）から適切な範囲（本実施例１ではｂ２から−９０〜４０までの範囲）についてのみ調整を行って絞り込む。また、ｂ１についても調整を行い、Fitting範囲をｂ１からｂ２までの範囲に限定して絞り込むことで、弁別パラメータｋを求めるまでの時間や演算量を低減させて、高速かつ高精度な弁別パラメータｋを求めることができる。 By the way, it is preferable that the fitting range for adjusting the parameters constituting the fitting function is performed only in an area necessary for the adjustment. That is, the search is not performed from all the possible regions of the parameters, but an appropriate range (b in the first embodiment) from the actually obtained parameters (here, a 1 , a 2 , b 1 , b 2 ). The adjustment is made only for the range from 2 to -90 to 40 to narrow down. Also, b 1 is adjusted, and the fitting range is limited to the range from b 1 to b 2 to narrow down the time and amount of calculation until the discrimination parameter k is obtained. A discrimination parameter k can be determined.
これらの初期値やFitting範囲の限定については必ずしも設定する必要はないが、高速かつ高精度な弁別パラメータｋを求めることを考慮すれば、初期値を設定したり、Fitting範囲を限定するのが好ましい。このように初期値やFitting範囲の限定について設定した状態で絞り込んで、減衰時間が互いに異なるシンチレータの個数分（図６では３つ、図２や図７ではシンチレータ群Ａ，Ｂの２つ）のFitting関数を加算して得られた関数（図６の点線を参照）が実際に得られたBack Groundを除いたデータのグラフ（図６の実線を参照）に近づくように各々のFitting関数を構成するパラメータを調整することで、残りのパラメータをそれぞれ求める。 Although it is not always necessary to set the initial value and the fitting range, it is preferable to set the initial value or limit the fitting range in consideration of obtaining a high-speed and high-precision discrimination parameter k. . In this way, narrowing down is performed with the initial value and the fitting range limited, and the number of scintillators with different decay times (three in FIG. 6, two in scintillator groups A and B in FIGS. 2 and 7). Each Fitting function is configured so that the function obtained by adding the Fitting function (see the dotted line in FIG. 6) approaches the actual data graph (see the solid line in FIG. 6) excluding Back Ground. The remaining parameters are obtained by adjusting the parameters to be performed.
（ステップＴ４）Fitting関数を求める
このように求められたパラメータから、弁別パラメータ導出部１５（図１を参照）は各々のFitting関数をそれぞれ求める。図７のグラフを例に採ると、シンチレータ群Ａに関するFitting関数ｆ（ｘ）およびシンチレータ群Ｂに関するFitting関数ｇ（ｘ）をそれぞれ求める。このステップＴ４は、この発明における(A)に相当する。
(Step T4) Obtaining Fitting Function From the parameters thus obtained, the discrimination parameter deriving unit 15 (see FIG. 1) obtains each fitting function. Taking the graph of FIG. 7 as an example, a fitting function f (x) for the scintillator group A and a fitting function g (x) for the scintillator group B are obtained. This step T4 corresponds to (A) in the present invention.
（ステップＴ５）弁別パラメータを求める
ステップＴ４のようにFitting関数が求められると、Fitting関数を構成するパラメータも既知となっているので、各パラメータを上記（７）式に代入することで、弁別パラメータ導出部１５（図１を参照）は弁別パラメータｋを求める。このステップＴ５は、この発明における(B)に相当する。また、Fitting関数ｆ（ｘ）、ｇ（ｘ）における各々の計数ピークａ１，ａ２のｎ分の一となる位置を弁別パラメータｋとしていることから、このステップＴ５は、この発明における(F)にも相当する。
(Step T5) Obtaining Discrimination Parameters When the fitting function is obtained as in step T4, the parameters that make up the fitting function are also known. By substituting each parameter into the above equation (7), the discrimination parameter is obtained. The deriving unit 15 (see FIG. 1) obtains a discrimination parameter k. This step T5 corresponds to (B) in the present invention. In addition, since the position that is 1 / n of each of the counting peaks a 1 and a 2 in the fitting functions f (x) and g (x) is used as the discrimination parameter k, this step T5 is performed according to (F ).
（ステップＴ６）ｂ１≦ｋ≦ｂ２？
ステップＴ５で求められた弁別パラメータｋは、図７のグラフを例に採ると、ｂ１とｂ２との間にあるはずなので、ステップＴ４でそれぞれ求められたFitting関数ｆ（ｘ）、ｇ（ｘ）における各々のピーク位置ｂ１，ｂ２の間に弁別パラメータｋが存在するか否かをこのステップＴ６で統計的に確認する。ｂ１とｂ２との間に弁別パラメータｋが存在すれば（ｂ１≦ｋ≦ｂ２）、弁別パラメータｋが適切であるとして、その弁別パラメータｋに基づいて光子の入射位置を求める。弁別パラメータｋに基づく光子の入射位置の算出方法については、後述する。一方、もし、ｂ１とｂ２との間に弁別パラメータｋが存在しなければ（ｋ＜ｂ１、またはｂ２＜ｋ）、弁別パラメータｋが適切でないとしてステップＴ８に進む。ステップＴ２でも述べたように、本実施例１では、実際に求められる適切な弁別パラメータｋに対して顕著に異なるようにして区別するために、ステップＴ８では弁別パラメータをｋ＝２５６で設定する。このステップＴ６も、ステップＴ２と同様に、この発明における(C)に相当する。
(Step T6) b 1 ≦ k ≦ b 2 ?
The discrimination parameter k obtained in step T5 should be between b 1 and b 2 when taking the graph of FIG. 7 as an example, so the fitting functions f (x) and g ( It is statistically confirmed at this step T6 whether or not the discrimination parameter k exists between the respective peak positions b 1 and b 2 in x). If a discrimination parameter k exists between b 1 and b 2 (b 1 ≦ k ≦ b 2 ), it is determined that the discrimination parameter k is appropriate, and the incident position of the photon is obtained based on the discrimination parameter k. A method for calculating the incident position of the photon based on the discrimination parameter k will be described later. On the other hand, if the discrimination parameter k does not exist between b 1 and b 2 (k <b 1 , or b 2 <k), it is determined that the discrimination parameter k is not appropriate, and the process proceeds to step T8. As described in step T2, in the first embodiment, the discrimination parameter is set to k = 256 in step T8 in order to distinguish the appropriate discrimination parameter k actually obtained so as to be significantly different. This step T6 also corresponds to (C) in the present invention, similarly to step T2.
弁別パラメータｋに基づいて光子の入射位置を求めるには、実際に得られたBack Groundを除いた光量の時間的変化（図６を参照）において、１イベント（放射線検出事象）に対してそのイベントのときの減衰率Ｒを実測で求めることができる。図７のグラフを例に採ると、その実測で得られた減衰率Ｒが弁別パラメータｋよりも大きいと、弁別パラメータｋよりも大きい範囲で分布しているシンチレータ群Ｂに関するFitting関数ｇ（ｘ）に減衰率Ｒが属しているとして、シンチレータ群ＢとしてDOI判定（すなわち位置換算）される。一方、実測で得られた減衰率Ｒが弁別パラメータｋよりも小さいと、弁別パラメータｋよりも小さい範囲で分布しているシンチレータ群Ａに関するFitting関数ｆ（ｘ）に減衰率Ｒが属しているとして、シンチレータ群ＡとしてDOI判定される。 In order to determine the incident position of a photon based on the discrimination parameter k, the event is detected for one event (radiation detection event) in the temporal change of the light amount excluding the actually obtained Back Ground (see FIG. 6). In this case, the attenuation rate R can be obtained by actual measurement. Taking the graph of FIG. 7 as an example, if the attenuation rate R obtained by actual measurement is larger than the discrimination parameter k, the fitting function g (x) for the scintillator group B distributed in a range larger than the discrimination parameter k. As a scintillator group B, DOI determination (ie, position conversion) is performed. On the other hand, if the attenuation rate R obtained by actual measurement is smaller than the discrimination parameter k, the attenuation rate R belongs to the fitting function f (x) relating to the scintillator group A distributed in a range smaller than the discrimination parameter k. As a scintillator group A, a DOI determination is made.
（ステップＴ７）弁別パラメータをｋ＝１で設定
上述したステップＴ２で計数ピークａ２がしきい値ＴＨを超えた範囲になければ（ａ２＜ＴＨ）、弁別パラメータｋが適切でないとして、弁別パラメータをｋ＝１で設定する。
As to be in the range (Step T7) counts peak a 2 a discrimination parameter in step T2 set above at k = 1 exceeds the
（ステップＴ８）弁別パラメータをｋ＝２５６で設定
上述したステップＴ６でｂ１とｂ２との間に弁別パラメータｋが存在しなければ（ｋ＜ｂ１、またはｂ２＜ｋ）、弁別パラメータｋが適切でないとして、弁別パラメータをｋ＝２５６で設定する。
(Step T8) if discrimination parameter k is present between b 1 and b 2 the discrimination parameter in step T6 set above at k = 256 (k <b 1 or b 2 <k,), discrimination parameter k Is not appropriate, the discrimination parameter is set at k = 256.
（ステップＴ９）弁別パラメータは不適切
弁別パラメータｋが適切でない（不適切）として、ステップＴ７で弁別パラメータをｋ＝１で設定、ステップＴ８で弁別パラメータをｋ＝２５６で設定した場合には、ステップＴ２，Ｔ６での判定結果をモニタなどに代表される表示部やプリンタなどの出力部９（図１を参照）に出力する。
(Step T9) Discrimination parameter is inappropriate. If the discrimination parameter k is not appropriate (unsuitable), the discrimination parameter is set to k = 1 in step T7, and the discrimination parameter is set to k = 256 in step T8. The determination results at T2 and T6 are output to a display unit represented by a monitor or the like, or an
（ステップＴ１０）弁別パラメータの調整
この判定結果の出力は、例えば図８のようになる。このとき、図８に示すように、判定結果のみならず、各々のシンチレータごと、あるいは複数のシンチレータからなる１つの集合体（例えばブロック）ごとの図７と同様のFitting関数などのグラフを出力部９に出力してもよい。本実施例１でのブロックとは、複数の光電子増倍管３ｃ（図２を参照）に対応付けられた複数のシンチレータからなる１つの集合体として説明する。
(Step T10) Adjustment of discrimination parameter The output of this determination result is as shown in FIG. At this time, as shown in FIG. 8, not only the determination result but also a graph such as the fitting function similar to FIG. 7 for each scintillator or one aggregate (for example, block) composed of a plurality of scintillators is output. 9 may be output. The block in the first embodiment is described as one aggregate including a plurality of scintillators associated with a plurality of
出力部９のモニタ９Ａには、例えば、図８に示すように、左側の領域９ａに各々のシンチレータごと、あるいはブロックごとのFitting関数を一覧表示する。そして、マウスやキーボードやジョイスティックやトラックボールやタッチパネルなどに代表されるポインティングデバイスの入力部８（図１を参照）で拡大表示させたいシンチレータでの、あるいはブロックでのFitting関数を指定することで、指定されたシンチレータでの、あるいはブロックでのFitting関数のみが右側の領域９ｂに拡大表示される。また、シンチレータごとのFitting関数を左側の領域９ａに一覧表示して、あるシンチレータでのFitting関数を指定する場合には、指定されたシンチレータが属するブロックでのFitting関数を右側の領域９ｂに拡大表示してもよい。この場合には、１ブロック分の各シンチレータごとのFitting関数を総加算することで、指定されたシンチレータが属するブロックでのFitting関数が表示される。また、各々のシンチレータごと、あるいはブロックごとにFitting関数の色を変えて重ねて表示してもよい。弁別パラメータについても、各々のシンチレータごと、あるいはブロックごとに色を変えて重ねて表示すればよい。
On the
特に、図９に示すように、弁別パラメータｋが適切でない判定結果をモニタ９Ａに表示させる場合には、例えばｋ＝２５６で設定された（適切でない）弁別パラメータを有したFitting関数を拡大表示させて、その拡大表示された表示態様を９Ｂとする。このとき、図９（ａ）に示すように、比較となる適切な弁別パラメータを有したFitting関数を拡大表示させて、その拡大表示された表示態様を９Ｃとして、図９（ｂ）に示すように、適切でない弁別パラメータを有したFitting関数の表示態様９Ｂと、適切な弁別パラメータを有したFitting関数の表示態様９Ｃとを比較して、適切でない弁別パラメータを図９（ｃ）に示すように、マウスやキーボードやジョイスティックやトラックボールやタッチパネルなどに代表されるポインティングデバイスの入力部８（図１を参照）で入力することで弁別パラメータを調整する。例えば、マウスでドラッグして弁別パラメータを適切な位置にまで移動させることで調整してもよいし、キーボード等で弁別パラメータに適切な値を入力することで調整してもよい。このステップＴ９は、この発明における(D)に相当し、この発明における(E)にも相当する。
In particular, as shown in FIG. 9, when the determination result that the discrimination parameter k is not appropriate is displayed on the
上述の構成を備えた本実施例１に係るＰＥＴ装置によれば、入射された光子を光に変換することで光子を検出するように構成され、かつ減衰時間が互いに異なる検出素子であるシンチレータを複数組み合わせて構成された光子検出器３を有している場合において、下記(A),(B)の演算処理を行う弁別パラメータ導出部１５を備えている。すなわち、弁別パラメータ導出部１５は、(A)光子検出器３によって実際に得られた光源に関する分布に基づいて、減衰時間が互いに異なる各々のシンチレータ群Ａ，Ｂごとに光源に関する分布関数としてガウス(Gauss)関数からなるFitting関数をそれぞれ求め、(B)それぞれ求められたFitting関数に基づいて弁別パラメータｋを求める。複数の成分からなる波形を表す出力（図５を参照）を、複数の成分で表現できる分布関数としてFitting関数で設定して、実際に得られた光源に関する分布に基づいて、減衰時間が互いに異なる各々のシンチレータ群Ａ，ＢごとにFitting関数ｆ（ｘ）、ｇ（ｘ）を求めて、それぞれ求められたFitting関数ｆ（ｘ）、ｇ（ｘ）に基づいて弁別パラメータｋを求めるので、たとえ多種類の結晶素子からなる波形であっても、波形を表す出力の波形分布に柔軟に対応し、波形を表す出力の各成分比やピークに依存しない弁別パラメータｋを得ることができる。その結果、安定した弁別能力を確保することができる。その結果、撮像においても安定した撮像能力を確保することができる。
According to the PET apparatus according to the first embodiment having the above-described configuration, a scintillator that is configured to detect photons by converting incident photons into light and that is a detection element having different decay times. In the case where the
本実施例１では、好ましくは、上述したステップＴ５で求められるべき弁別パラメータｋが適切であるか否かを判定している。具体的には、ステップＴ２では、光子検出器３によって光に変換されるときに計数される光子の計数（すなわち計数ピーク）が所定範囲（実施例１ではしきい値ＴＨを超えた範囲）にあれば弁別パラメータｋが適切であるとし、上述した所定範囲になければ弁別パラメータｋが適切でないとしている。また、ステップＴ６では、ステップＴ４でそれぞれ求められたFitting関数ｆ（ｘ）、ｇ（ｘ）における各々の計数ピーク位置ｂ１，ｂ２の間に弁別パラメータｋが存在すれば弁別パラメータｋが適切であるとし、上述した各々の計数ピーク位置ｂ１，ｂ２の間に弁別パラメータｋが存在しなければ弁別パラメータｋが適切でないとしている。このように適切であるか否かを判定することで、全算出結果を目視にて確認する必要でなく、適切でない弁別パラメータｋのみを調整するだけでよく、手間を大幅に省くことができる。
In the first embodiment, preferably, it is determined whether or not the discrimination parameter k to be obtained in step T5 described above is appropriate. Specifically, in step T2, the photon count (that is, the count peak) counted when converted into light by the
本実施例１では、好ましくは、上述したステップＴ２，Ｔ６での判定結果を出力（実施例１では表示出力）している。判定結果を出力することで、多数（例えば数万個）の弁別パラメータｋについての判定結果の閲覧に供することができる。本実施例１では、出力の形態は、モニタ９Ａ（図８、図９を参照）に代表される表示手段に表示出力する形態であったが、プリンタに代表される印刷手段に印刷出力する形態であってもよい。
In the first embodiment, preferably, the determination results at the above-described steps T2 and T6 are output (display output in the first embodiment). By outputting the determination results, it is possible to browse the determination results for a large number (for example, several tens of thousands) of discrimination parameters k. In the first embodiment, the output form is a form of display output on the display means represented by the
本実施例１では、好ましくは、上述したステップＴ２，Ｔ６で弁別パラメータｋが適切でないと判定された場合には、その弁別パラメータｋを調整している。弁別パラメータｋを調整することで、より一層安定した弁別性能を確保することができる。また、本実施例１では、好ましくは、上述したようにステップＴ２，Ｔ６での判定結果を出力し、さらに、その判定結果の出力に基づいてステップＴ１０での調整を行っている。判定結果を出力することで、多数の弁別パラメータｋについての判定結果の閲覧に供することができ、その判定結果の出力に基づいてステップＴ１０での調整を行いやすくすることができる。 In the first embodiment, preferably, when it is determined in steps T2 and T6 described above that the discrimination parameter k is not appropriate, the discrimination parameter k is adjusted. By adjusting the discrimination parameter k, more stable discrimination performance can be ensured. In the first embodiment, preferably, the determination results at steps T2 and T6 are output as described above, and the adjustment at step T10 is performed based on the output of the determination results. By outputting the determination result, it is possible to browse the determination results for a large number of discrimination parameters k, and the adjustment in step T10 can be facilitated based on the output of the determination results.
上述したステップＴ５での算出では、上述したステップＴ４でそれぞれ求められたFitting関数ｆ（ｘ）、ｇ（ｘ）における各々の計数ピークａ１，ａ２の所定割合（実施例１ではｎ分の一）となる位置を弁別パラメータｋとしている。なお、上述したステップＴ５での算出では、図１０（ｂ）に示すように、上述したステップＴ４でそれぞれ求められたFitting関数ｆ（ｘ）、ｇ（ｘ）が互いに交わる交点を弁別パラメータｋとしてもよい。ただ、図７、図１０（ａ）のように、Fitting関数ｆ（ｘ）、ｇ（ｘ）における各々の計数ピークａ１，ａ２の所定割合（ｎ分の一）となる位置を弁別パラメータｋとする手法の方が弁別パラメータｋをより正確に求める上で好ましい。すなわち、図１０（ｂ）に示すように、Fitting関数ｆ（ｘ）、ｇ（ｘ）が互いに交わる交点を弁別パラメータｋとする手法の場合には、各Fitting関数が互いに同程度でなく、一方が極端に大きく他方が極端に小さいと弁別パラメータｋが正確に求められない恐れがあるが、図７、図１０（ａ）の場合には、各Fitting関数が互いに同程度でなく、一方が極端に大きく他方が極端に小さかったとしても、各々の計数ピークの所定割合となる位置を弁別パラメータｋとすることで、弁別パラメータｋをより正確に求めることができる。要約すると、図７、図１０（ａ）の場合には、２つの各Fitting関数である分布の統計差が影響しないので、結晶の組み合わせやその結晶長の組み合わせなどに対して柔軟に対応することができるとともに、弁別パラメータｋを求めることができる。 In the calculation at step T5 described above, a predetermined ratio of each of the count peaks a 1 and a 2 in the fitting functions f (x) and g (x) respectively obtained at step T4 described above (n minutes in the first embodiment). 1) is set as a discrimination parameter k. In the calculation at step T5 described above, as shown in FIG. 10B, the intersection point at which the fitting functions f (x) and g (x) obtained at step T4 described above intersect each other is used as the discrimination parameter k. Also good. However, as shown in FIG. 7 and FIG. 10 (a), the position where the predetermined ratio (one-nth) of the respective count peaks a 1 and a 2 in the fitting functions f (x) and g (x) is determined as a discrimination parameter. The method of setting k is preferable for obtaining the discrimination parameter k more accurately. That is, as shown in FIG. 10 (b), in the case of the technique in which the intersection parameter where the fitting functions f (x) and g (x) intersect is used as the discrimination parameter k, the fitting functions are not equal to each other, If the other is extremely large and the other is extremely small, the discrimination parameter k may not be obtained accurately. However, in the case of FIGS. 7 and 10A, the fitting functions are not equal to each other, and one of them is extremely Even if the other is extremely small, the discrimination parameter k can be obtained more accurately by setting the position at a predetermined ratio of each count peak as the discrimination parameter k. In summary, in the case of FIG. 7 and FIG. 10 (a), the statistical difference between the distributions that are the two fitting functions does not affect, so that the combination of crystals and the combination of the crystal lengths can be flexibly handled. And the discrimination parameter k can be obtained.
本実施例１では、好ましくは、上述したステップＴ４を含んだステップＳ４での算出に用いられる光子検出器３によって実際に得られた光源に関する分布は、放射線源を使用して得られたデータから放射線源を使用せずに得られたデータを除いたデータである。放射性薬剤（放射線源）を使用して得られたデータから放射性薬剤（放射線源）を使用せずに得られたデータを除いたデータ、すなわちBack Groundを除いたデータを、ステップＴ４を含んだステップＳ４での算出に用いることで、弁別パラメータｋを容易に算出することができる。
In the first embodiment, preferably, the distribution relating to the light source actually obtained by the
実際に、Back Groundを除いたデータを用いて求められた各々のFitting関数と、そのBack Groundを除いたデータとを重ね合わせて図１１で確認している。図１１は、Back Groundを除いたデータを用いたときの結果を示したグラフである。図１１（ａ）は、光子検出器３の全体のブロックを総加算して平均値を求めたときのグラフであり、図１１（ｂ）は、１つのブロックのときのグラフである。なお、図１１では、自己放射能を持つ結晶素子（Ｌｕを含むＧＳＯ）を使用したシンチレータで、かつ図２に示すように減衰時間が互いに異なるシンチレータ群Ａ，Ｂを光子検出器３で用いて確認している。また、図１１では、Back Groundを除いたデータを実線として図示するとともに、Fitting関数を点線として図示している。放射線源を使用して得られたデータを用いたときの結果を示したグラフ（図示省略）や放射線源を使用せずに自己放射能を持つ結晶素子から発生した光子に基づいて得られたデータを用いたときの結果を示したグラフ（図示省略）と比べて、各々のFitting関数と、そのBack Groundを除いたデータとの差が少なく、弁別パラメータｋを容易に算出することができるのが確認されている。
Actually, each Fitting function obtained using data excluding the back ground and the data excluding the back ground are superimposed and confirmed in FIG. FIG. 11 is a graph showing the results when using data excluding Back Ground. FIG. 11A is a graph when an average value is obtained by total addition of all the blocks of the
次に、図面を参照してこの発明の実施例２を説明する。
図１２は、Fitting関数の面積比（計数比）が、予め求められた光子検出器の構造に依存した計数比と等しくなる位置を弁別パラメータとする手法のときのグラフである。上述した実施例１と共通する箇所についてはその説明を省略する。
Next,
FIG. 12 is a graph for a technique in which the position at which the area ratio (counting ratio) of the Fitting function is equal to the previously determined count ratio depending on the structure of the photon detector is used as a discrimination parameter. A description of portions common to the above-described first embodiment is omitted.
上述した実施例１で述べた弁別パラメータおよび複数の成分からなる波形を表す出力（図５を参照）を蓄積したデータを解析したところ、深さ方向（図２ではｒ）に減衰時間が互いに異なるシンチレータ群を複数層（図２ではシンチレータ群Ａ，シンチレータ群Ｂの２層）積層した光子検出器３において、各層（すなわちＤＯＩ層）毎の計数比は光子検出器３の構造（光子検出器のジオメトリ（幾何学的な検出器の配置）や光子検出器を構成する結晶の種類（例えば密度）や結晶の大きさや長さ（例えば結晶の体積、結晶の深さ方向の長さ））に依存する。すなわち、各層（ＤＯＩ層））毎の計数比は、ジオメトリや結晶の種類や大きさや長さから予め求められた理論値，シミュレーションあるいは経験則にほぼ一致する（参照文献１：“γ線と物質との相互作用 放射線測定 MandC 計測と制御のポータルサイト”、[online]、社団法人 日本電気計測器工業会（ＪＥＭＩＡ）、インターネット< URL : http://www.mandc.org/MandC/include/html/tech/5020209.htm>、参照文献２：”GATE - Geant4 Application for Emission Tomography” 、[online] 、インターネット< URL :http://opengatecollaboration.healthgrid.org/>）。
As a result of analyzing the accumulated data (see FIG. 5) representing the discrimination parameter and the waveform composed of a plurality of components described in the first embodiment, the decay times are different in the depth direction (r in FIG. 2). In the
そこで、光子検出器３の構造に応じて各層（ＤＯＩ層））毎に計数比を、上述した理論値，シミュレーションあるいは経験則から事前に求める。理論値やシミュレーションに基づいて弁別パラメータを求めた場合に実際の弁別パラメータに一致しない場合には、経験則に基づいて弁別パラメータを求めるのがより好ましい。各層毎の計数比を光子検出器３の構造ごとにテーブルとしてメモリ部１４（図１を参照）に書き込んで記憶する。このように求められた計数比は、シンチレータ群Ａ，シンチレータ群Ｂの２層の結晶素子が光子のエネルギに対して相互作用して検出することができる確率にも相当する。
Therefore, the count ratio for each layer (DOI layer) according to the structure of the
一方、上述した実施例１における図７と同様に、図１２に示すようにFitting関数を求める。実施例１でも述べたように、シンチレータ群Ａに関するFitting関数ｆ（ｘ）およびシンチレータ群Ｂに関するFitting関数ｇ（ｘ）をそれぞれ求める。実施例１における図７と同様に、図１２においても、各々のFitting関数ｆ（ｘ）、ｇ（ｘ）を点線で図示するとともに、これら２つのFitting関数を加算して得られた関数を実線で図示すると、実線で図示されたFitting関数の面積の総和を求める。 On the other hand, as in FIG. 7 in the first embodiment described above, a fitting function is obtained as shown in FIG. As described in the first embodiment, the fitting function f (x) related to the scintillator group A and the fitting function g (x) related to the scintillator group B are obtained. As in FIG. 7 in the first embodiment, in FIG. 12, the fitting functions f (x) and g (x) are shown by dotted lines, and the function obtained by adding these two fitting functions is shown by a solid line. The total of the areas of the fitting function shown by the solid line is obtained.
このFitting関数の面積の総和は総計数を表す。総和を求める場合には、図５の総面積を求める手法と同様に、連続的に求めるために積分（∫）を用いてもよいし、離散的に求めるために総和（Σ）を用いてもよい。この総和（総計数）から境界を描画して、境界に区切られた面積比が境界の位置に応じてどのように変化するのか境界を動かす。この面積比は計数比を表す。図１２の左側の面積をＳ１とするとともに、右側の面積をＳ２とすると、面積比（すなわち計数比）はＳ１：Ｓ２となり、境界を左側に動かすとＳ１が狭くなるとともにＳ２が広くなり、逆に境界を右側に動かすとＳ１が広くなるとともにＳ２が狭くなる。 The total area of the fitting function represents the total count. When obtaining the sum, as in the method for obtaining the total area in FIG. 5, the integral (∫) may be used to obtain continuously, or the sum (Σ) may be used to obtain discretely. Good. A boundary is drawn from this total (total count), and the boundary is moved to determine how the area ratio divided by the boundary changes according to the position of the boundary. This area ratio represents the counting ratio. When the area on the left side of FIG. 12 is S 1 and the area on the right side is S 2 , the area ratio (that is, the counting ratio) is S 1 : S 2 , and when the boundary is moved to the left side, S 1 becomes narrower and S 1 When 2 becomes wider and the boundary is moved to the right side, S 1 becomes wider and S 2 becomes narrower.
この面積比（計数比）が、予め求められたテーブルを参照して、光子検出器３の構造に依存した計数比と等しくなるように境界を動かす。光子検出器３の構造に依存した計数比が、例えば１：２の場合には、Ｓ１：Ｓ２＝１：２となるように境界を動かし、その境界の位置が弁別パラメータｋとなる。
The boundary is moved so that the area ratio (count ratio) is equal to the count ratio depending on the structure of the
このように、本実施例２では、それぞれ求められたFitting関数ｆ（ｘ）、ｇ（ｘ）の面積比を表す計数比が、予め求められた光子検出器３の構造に依存した計数比と等しくなる位置を弁別パラメータｋとしている。上述した実施例１のように、それぞれ求められたFitting関数ｆ（ｘ）、ｇ（ｘ）における各々の計数ピークａ１，ａ２の所定割合（実施例１ではｎ分の一）となる位置を弁別パラメータｋとする場合（図７、図１０（ａ）を参照）や、それぞれ求められたFitting関数ｆ（ｘ）、ｇ（ｘ）が互いに交わる交点を弁別パラメータｋとする場合（図１０（ｂ）を参照）と比較すると、本実施例２では、演算時間の短縮、Fitting関数ｆ（ｘ）、ｇ（ｘ）の統計依存性の低減が可能になる。したがって、高速、かつ、分布の形状を問わず、また総面積が狭く（統計が少なく）ても安定した弁別パラメータの算出を行うことができる。減衰時間が互いに異なる検出素子であるシンチレータを３つ以上組み合わせた場合（３層以上の場合）においても、同様に計数比に基づいて弁別パラメータを求めることができる。
As described above, in the second embodiment, the count ratios representing the area ratios of the fitting functions f (x) and g (x) respectively obtained are the count ratio depending on the structure of the
この発明は、上記実施形態に限られることはなく、下記のように変形実施することができる。 The present invention is not limited to the above-described embodiment, and can be modified as follows.
（１）上述した各実施例では、撮像装置として、核医学診断装置を例に採って説明するとともに、核医学診断装置として、ＰＥＴ装置を例に採って説明したが、この発明は、光子以外の放射線を光に変換することで放射線を検出するように構成され、かつ減衰時間が互いに異なる検出素子を複数組み合わせて構成された検出器を備え、検出素子によって変換された光の発生源である光源の位置を弁別するための弁別物理量を求めることで光源位置を求めて撮像を行う撮像装置であれば、例えばＸ線透視撮影装置やＸ線ＣＴ装置などにも適用することができる。また、ＰＥＴ装置とＸ線ＣＴ装置とを備えたＰＥＴ−ＣＴにも適用することができる。 (1) In each of the above-described embodiments, a nuclear medicine diagnostic apparatus is described as an example of an imaging apparatus, and a PET apparatus is described as an example of a nuclear medicine diagnosis apparatus. However, the present invention is not a photon. It is configured to detect radiation by converting the radiation of the light into light, and includes a detector configured by combining a plurality of detection elements having different decay times, and is a source of light converted by the detection element Any imaging apparatus that performs imaging by obtaining a light source position by obtaining a discrimination physical quantity for discriminating the position of the light source can be applied to, for example, an X-ray fluoroscopic imaging apparatus or an X-ray CT apparatus. Moreover, it is applicable also to PET-CT provided with a PET apparatus and an X-ray CT apparatus.
（２）上述した各実施例では、核医学診断装置として、ＰＥＴ装置を例に採って説明したが、この発明は、単一の光子を検出して被検体の断層画像を再構成するＳＰＥＣＴ（Single Photon Emission CT）装置などにも適用することができる。 (2) In each of the above-described embodiments, a PET apparatus has been described as an example of a nuclear medicine diagnosis apparatus. However, the present invention is a SPECT (reconstructed tomographic image of a subject by detecting a single photon. It can also be applied to Single Photon Emission CT equipment.
（３）上述した各実施例では、シンチレータブロック３ａおよび光電子増倍管３ｃから構成される投影データ用の光子検出器３が静止したままで光子を検出する静止型であったが、シンチレータブロック３ａおよび光電子増倍管３ｃが被検体Ｍの周りを回転しながら光子を検出する回転型でもよい。
(3) In each of the above-described embodiments, the projection
（４）上述した各実施例では、ＰＥＴ装置が点線源４（図１を参照）を備え、点線源４が放射性薬剤と同じ光子を照射して被検体Ｍを透過することで、その放射線に基づいて生体形態画像として吸収補正データを求めたが、ＣＴなどから吸収補正データを求めてもよい。また、必ずしも吸収補正を行う必要はない。したがって、吸収補正されない生体機能画像を用いて核医学診断を行えばよい。 (4) In each of the above-described embodiments, the PET apparatus includes the point source 4 (see FIG. 1), and the point source 4 emits the same photons as the radiopharmaceutical and transmits through the subject M, so that the radiation is transmitted. Although the absorption correction data is obtained as a biomorphological image based on this, the absorption correction data may be obtained from CT or the like. Further, it is not always necessary to perform absorption correction. Therefore, a nuclear medicine diagnosis may be performed using a biological function image that is not subjected to absorption correction.
（５）上述した各実施例では、光源に関する分布関数として、横軸を減衰の減衰率として、縦軸を光子の計数値とした関数を用いたが、横軸を検出位置として、縦軸を計数値とした関数を用いてもよい。このときには、弁別物理量は、検出位置に関するパラメータとなる。また、実施例のような減衰率に限定されず、光の減衰を表す減衰物理量（減衰パラメータ）であれば、例えば、図１３に示すような減衰の時間的傾きであってもよい。図５と同様に、図１３（ａ）、図１３（ｂ）に示すように、減衰時間が互いに異なる場合の光量の時間変化をそれぞれ出力する。図１３に示すように減衰の時間的傾きをＲとする。 (5) In each of the above-described embodiments, a function with the horizontal axis as the attenuation rate and the vertical axis as the photon count value is used as the distribution function related to the light source. A function as a count value may be used. At this time, the discrimination physical quantity is a parameter related to the detection position. Further, the attenuation rate is not limited to the attenuation rate as in the embodiment, and any attenuation physical quantity (attenuation parameter) representing attenuation of light may be used, for example, as shown in FIG. Similarly to FIG. 5, as shown in FIG. 13A and FIG. 13B, the temporal change of the light amount when the decay times are different from each other is output. As shown in FIG.
（６）上述した各実施例では、ガウス関数のみを用いたが、多種の関数を組み合わせてもよい。例えば、ノイズのオフセットに対しては、横軸を減衰率として、縦軸をノイズ成分に関する光子の計数値（散乱同時計数や偶発同時計数など）をした一次関数を適用するとともに、検出素子の出力に対してはガウス関数を適用することなどが挙げられる。 (6) In each of the above-described embodiments, only the Gaussian function is used, but various functions may be combined. For example, for noise offset, a linear function with the horizontal axis representing the attenuation factor and the vertical axis representing the photon count value (such as coincidence scattering and accidental coincidence) with respect to the noise component is applied, and the output of the detection element For example, apply a Gaussian function.
（７）上述した各実施例では、放射線源を使用せずに得られたデータ（すなわちBack Groundデータ）については、撮像毎に測定してもよいし、前回あるいは過去の撮像で得られたデータを規格化して使用してもよい。 (7) In each of the above-described embodiments, data obtained without using a radiation source (that is, Back Ground data) may be measured for each imaging, or data obtained in the previous or past imaging. May be used after being standardized.
（８）上述した各実施例では、Back Groundを除いたデータを用いたが、放射性薬剤を使用して得られたデータをそのまま用いてもよい。また、自己放射能を持つ結晶素子を持つ検出器を必ずしも用いる必要はない。 (8) In each embodiment described above, data excluding Back Ground is used, but data obtained using a radiopharmaceutical may be used as it is. Further, it is not always necessary to use a detector having a crystal element having self-radiation.
３ … 光子検出器
１５ … 弁別パラメータ導出部
ＴＨ … しきい値(Threshold)
ｆ（ｘ）、ｇ（ｘ） … Fitting関数
ｋ … 弁別パラメータ
Ｒ … 減衰率
3 ...
f (x), g (x) ... Fitting function k ... Discrimination parameter R ... Decay rate
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