JP5657925B2

JP5657925B2 - Nuclear medicine imaging apparatus and control program thereof

Info

Publication number: JP5657925B2
Application number: JP2010137557A
Authority: JP
Inventors: 祐司柳田
Original assignee: Toshiba Corp; Toshiba Medical Systems Corp
Current assignee: Toshiba Corp; Canon Medical Systems Corp
Priority date: 2010-06-16
Filing date: 2010-06-16
Publication date: 2015-01-21
Anticipated expiration: 2030-06-16
Also published as: JP2012002656A

Description

本発明の実施の形態は、核医学イメージング装置及びその制御プログラムに関する。 Embodiments described herein relate generally to a nuclear medicine imaging apparatus and a control program thereof.

従来、被検体の生体組織における機能診断を行うことができる医用画像診断装置として、ポジトロンエミッションＣＴ装置（ＰＥＴ装置、ＰＥＴ：Positron Emission computed Tomography）が知られている。具体的には、ＰＥＴ検査では、陽電子放出核種で標識された薬剤が被検体に投与される。そして、ＰＥＴ装置は、薬剤から放出された陽電子が電子と結合して消滅する際に、ほぼ反対方向に放出する５１１ｋｅＶの一対のガンマ線を検出することで、薬剤を取り込んだ被検体の組織分布を示す核医学画像（ＰＥＴ画像）の再構成を行う。 2. Description of the Related Art Conventionally, a positron emission CT apparatus (PET apparatus, PET: Positron Emission computed Tomography) is known as a medical image diagnostic apparatus capable of performing functional diagnosis on a living tissue of a subject. Specifically, in a PET examination, a drug labeled with a positron emitting nuclide is administered to a subject. The PET device detects the tissue distribution of the subject that has taken in the drug by detecting a pair of 511 keV gamma rays that are emitted in approximately opposite directions when the positrons emitted from the drug are combined and annihilated. The indicated nuclear medicine image (PET image) is reconstructed.

ＰＥＴ装置は、ほぼ反対方向に放出する５１１ｋｅＶの一対のガンマ線を、被検体の周囲に環状に配置されたフォトンカウンティング（photon counting）方式の検出器モジュールからなる検出器を用いて検出する。そして、ＰＥＴ装置は、検出したガンマ線のデータを演算処理することにより、ＰＥＴ画像の再構成を行う。 The PET apparatus detects a pair of 511 keV gamma rays emitted in substantially opposite directions using a detector composed of a photon counting type detector module arranged in a ring around the subject. Then, the PET apparatus reconstructs the PET image by performing arithmetic processing on the detected gamma ray data.

ところで、検出器モジュールは、入射したガンマ線を可視光に変換するシンチレータ（検出素子）と、光電子増倍管（ＰＭＴ：Photomultiplier Tube）とを有し、ガンマ線を電気信号に変換する。ＰＥＴ装置では、ガンマ線検出の空間分解能を向上させるために、被検体の周囲に環状に配置された検出器モジュールに数万個〜数十万個のシンチレータが備えられている。 Incidentally, the detector module includes a scintillator (detection element) that converts incident gamma rays into visible light and a photomultiplier tube (PMT), and converts the gamma rays into an electrical signal. In the PET apparatus, in order to improve the spatial resolution of gamma ray detection, tens of thousands to hundreds of thousands of scintillators are provided in a detector module arranged in a ring around the subject.

ここで、数万個〜数十万個のシンチレータそれぞれのガンマ線の検出感度が異なることから、ＰＥＴ装置では、シンチレータごとのばらつきを平準化するための補正が行われる。例えば、補正方法としては、陽電子放出核種を線源として用いてシンチレータごとの補正値を算出し、算出した補正値によって被検体から得られたガンマ線の検出量を補正する正規化処理が知られている。 Here, since the detection sensitivity of gamma rays is different for each of the tens of thousands to hundreds of thousands of scintillators, the PET apparatus performs correction for leveling variations among the scintillators. For example, as a correction method, a normalization process is known in which a correction value for each scintillator is calculated using a positron emitting nuclide as a radiation source, and the detected amount of gamma rays obtained from the subject is corrected by the calculated correction value. Yes.

特開２００７−１０７９９５号公報JP 2007-107995 A

しかしながら、従来技術においては、核医学画像の生成出力に時間を要してしまう場合があった。 However, in the prior art, it may take time to generate and output a nuclear medicine image.

実施の形態の核医学イメージング装置は、検出部と、回転部と、放射線情報生成部と、補正値算出部と、再構成制御部とを備える。検出部は、陽電子核種から放出される放射線を検出するための複数の検出素子が環状に配置された環状検出素子群が、所定の軸方向に沿って複数配置される。回転部は、陽電子核種を含む線源が配置された状態で、前記検出部を前記所定の軸を中心にして回転させる。放射線情報生成部は、回転部による回転中に、検出部が検出した放射線量を示す放射線情報を環状検出素子群ごとに生成する。補正値算出部は、放射線情報生成部により生成された環状検出素子群ごとの放射線情報を用いて、環状検出素子群ごとの検出感度を補正するための補正値を算出する。再構成制御部は、陽電子核種を投与された被検体を撮影する際に、検出部が回転されるように回転部を制御し、回転部による回転中に、検出部が検出した放射線量を補正値算出部により算出された検出素子群ごとの補正値により補正した後に、核医学画像を再構成するように制御する。放射線情報生成部は、前記回転部によって回転させられている間に、所定の位置において環状検出素子群によって検出された放射線量を示す情報を前記環状検出素子群それぞれの前記放射線情報として生成する。 The nuclear medicine imaging apparatus according to the embodiment includes a detection unit, a rotation unit, a radiation information generation unit, a correction value calculation unit, and a reconstruction control unit. In the detection unit, a plurality of annular detection element groups in which a plurality of detection elements for detecting the radiation emitted from the positron nuclide are annularly arranged are arranged along a predetermined axial direction. The rotation unit rotates the detection unit about the predetermined axis in a state where the radiation source including the positron nuclide is disposed. The radiation information generation unit generates radiation information indicating the radiation dose detected by the detection unit for each annular detection element group during rotation by the rotation unit. The correction value calculation unit calculates a correction value for correcting the detection sensitivity for each annular detection element group, using the radiation information for each annular detection element group generated by the radiation information generation unit. The reconstruction control unit controls the rotation unit so that the detection unit is rotated when imaging a subject to which a positron nuclide has been administered, and corrects the radiation dose detected by the detection unit during rotation by the rotation unit. After the correction by the correction value for each detection element group calculated by the value calculation unit, control is performed so that the nuclear medicine image is reconstructed. The radiation information generation unit generates information indicating the radiation amount detected by the annular detection element group at a predetermined position as the radiation information of each of the annular detection element groups while being rotated by the rotation unit.

図１は、実施例１にかかるＰＥＴ装置の構成を示す図である。FIG. 1 is a diagram illustrating the configuration of the PET apparatus according to the first embodiment. 図２は、実施例１における検出器モジュールを示す図である。FIG. 2 is a diagram illustrating the detector module according to the first embodiment. 図３は、実施例１にかかるシンチレータの環状構造を示す図である。FIG. 3 is a diagram illustrating an annular structure of the scintillator according to the first embodiment. 図４Ａは、実施例１にかかる検出値情報生成部を示す図（１）である。FIG. 4A is a diagram (1) illustrating the detection value information generation unit according to the first embodiment. 図４Ｂは、実施例１にかかる検出値情報生成部を示す図（２）である。FIG. 4B is a diagram (2) illustrating the detection value information generation unit according to the first embodiment. 図５は、検出値情報記憶部によって記憶される情報の一例を示す図である。FIG. 5 is a diagram illustrating an example of information stored in the detected value information storage unit. 図６は、実施例１にかかる補正を模式的に示す図である。FIG. 6 is a schematic diagram illustrating correction according to the first embodiment. 図７は、実施例１にかかるＰＥＴ装置による補正値算出処理の手順を示すフローチャートである。FIG. 7 is a flowchart of a correction value calculation process performed by the PET apparatus according to the first embodiment. 図８は、実施例１にかかるＰＥＴ装置による補正処理の手順を示すフローチャートである。FIG. 8 is a flowchart of a correction process performed by the PET apparatus according to the first embodiment.

図１は、実施例１にかかるＰＥＴ装置１００の構成を示す図である。図１に示すように、実施例１にかかるＰＥＴ装置１００は、架台装置１０と、コンソール装置２０とを有する。架台装置１０は、被検体Ｐに投与され、被検体Ｐの生体組織に選択的に取り込まれた陽電子放出核種から放出される一対のガンマ線を所定のモニタリング期間において計数する。架台装置１０は、図１に示すように、天板１１と、寝台１２と、寝台駆動部１３と、検出器モジュール１４と、同時計数部１５とを有する。なお、架台装置１０は、図１に示すように、撮影口となる空洞を有する。 FIG. 1 is a diagram illustrating the configuration of the PET apparatus 100 according to the first embodiment. As illustrated in FIG. 1, the PET apparatus 100 according to the first embodiment includes a gantry device 10 and a console device 20. The gantry device 10 counts a pair of gamma rays emitted from a positron emitting nuclide that is administered to the subject P and selectively taken into the living tissue of the subject P in a predetermined monitoring period. As shown in FIG. 1, the gantry device 10 includes a top plate 11, a couch 12, a couch driving unit 13, a detector module 14, and a coincidence counting unit 15. As shown in FIG. 1, the gantry device 10 has a cavity serving as a photographing port.

天板１１は、被検体Ｐが横臥するベッドであり、寝台１２の上に配置される。寝台駆動部１３は、後述する寝台制御部６１の制御のもと、天板１１を移動することにより、被検体Ｐを架台装置１０の撮影口内に移動させる。 The top plate 11 is a bed on which the subject P lies, and is placed on the bed 12. The couch driving unit 13 moves the subject P into the imaging port of the gantry device 10 by moving the top plate 11 under the control of a couch control unit 61 described later.

検出器モジュール１４は、被検体Ｐから放出されるガンマ線を検出するフォトンカウンティング（photon counting）方式の検出器である。図２は、実施例１にかかる検出器モジュール１４を示す図である。検出器モジュール１４は、図２に示すように、シンチレータ１４１と、光電子増倍管（ＰＭＴ：Photomultiplier Tube）１４２と、ライトガイド１４３とを有するアンガー型の検出器である。 The detector module 14 is a photon counting detector that detects gamma rays emitted from the subject P. FIG. 2 is a diagram illustrating the detector module 14 according to the first embodiment. As shown in FIG. 2, the detector module 14 is an anger-type detector having a scintillator 141, a photomultiplier tube (PMT) 142, and a light guide 143.

シンチレータ１４１は、被検体Ｐから放出されて入射したガンマ線を可視光に変換する検出素子である。例えば、シンチレータ１４１は、ＮａＩやＢＧＯなどが、図２に示すように、２次元に配列されている。光電子増倍管１４２は、シンチレータ１４１から出力された可視光を増倍して電気信号に変換する。そして、光電子増倍管１４２は、図２に示すように、ライトガイド１４３を介して稠密に複数個配置されている。ライトガイド１４３は、シンチレータ１４１から出力された可視光を光電子増倍管１４２に伝達するために用いられる。例えば、ライトガイド１４３は、光透過性に優れたプラスチック素材などから形成される。 The scintillator 141 is a detection element that converts gamma rays emitted from the subject P and incident into visible light. For example, in the scintillator 141, NaI, BGO, and the like are two-dimensionally arranged as shown in FIG. The photomultiplier tube 142 multiplies the visible light output from the scintillator 141 and converts it into an electrical signal. A plurality of photomultiplier tubes 142 are densely arranged via a light guide 143 as shown in FIG. The light guide 143 is used to transmit visible light output from the scintillator 141 to the photomultiplier tube 142. For example, the light guide 143 is formed from a plastic material having excellent light transmittance.

なお、光電子増倍管１４２は、シンチレーション光を受光し光電子を発生させる光電陰極、発生した光電子を加速する電場を与える多段のダイノード、および電子の流れ出し口である陽極を有している。光電効果により光電陰極から放出された電子は、ダイノードに向って加速されてダイノードの表面に衝突し、複数の電子を叩き出す。この現象が多段のダイノードに渡って繰り返されることにより、なだれ的に電子数が増倍され、陽極での電子数は、約１００万にまで達する。かかる例では、光電子増倍管１４２の利得率は、１００万倍となる。また、なだれ現象を利用した増幅のためにダイノードと陽極との間には、通常１０００ボルト以上の電圧が印加される。 The photomultiplier tube 142 includes a photocathode that receives scintillation light and generates photoelectrons, a multistage dynode that provides an electric field that accelerates the generated photoelectrons, and an anode that is an outlet for electrons. Electrons emitted from the photocathode due to the photoelectric effect are accelerated toward the dynode, collide with the surface of the dynode, and knock out a plurality of electrons. By repeating this phenomenon over multiple dynodes, the number of electrons is avalancheally increased, and the number of electrons at the anode reaches about 1 million. In such an example, the gain factor of the photomultiplier tube 142 is 1 million times. In addition, a voltage of 1000 volts or more is usually applied between the dynode and the anode for amplification using the avalanche phenomenon.

すなわち、検出器モジュール１４は、ガンマ線をシンチレータ１４１により可視光に変換し、変換した可視光を光電子増倍管１４２により電気信号に変換することで、被検体Ｐから放出されたガンマ線の数を計数する。 That is, the detector module 14 counts the number of gamma rays emitted from the subject P by converting gamma rays into visible light by the scintillator 141 and converting the converted visible light into electric signals by the photomultiplier tube 142. To do.

架台装置１０においては、図１に示すように、複数の検出器モジュール１４が、被検体Ｐの周囲を環状に取り囲むように配置される。また、架台装置１０においては、環状検出器モジュール群が、所定の軸（被検体Ｐの体軸）方向に沿って複数配置される場合もある。なお、以下では、複数の検出器モジュール１４をまとめて、単に検出器と記載する場合がある。すなわち、架台装置１０は、陽電子核種から放出される放射線を検出するために、放射線を光に変換する複数のシンチレータ１４１が環状に配置された環状シンチレータ群が、被検体Ｐの体軸方向に沿って複数配置された検出器を有する。 In the gantry device 10, as shown in FIG. 1, a plurality of detector modules 14 are arranged so as to surround the subject P in a ring shape. In addition, in the gantry device 10, a plurality of annular detector module groups may be arranged along a predetermined axis (body axis of the subject P). Hereinafter, the plurality of detector modules 14 may be collectively referred to as a detector. That is, in the gantry device 10, an annular scintillator group in which a plurality of scintillators 141 that convert radiation into light is annularly arranged along the body axis direction of the subject P in order to detect radiation emitted from the positron nuclide. A plurality of detectors.

図３は、実施例１にかかるシンチレータ１４１の環状構造を示す図である。図３に示すように、シンチレータ１４１は、架台装置１０において、周方向及び軸方向それぞれに均一に配置される。例えば、検出器は、１０００個のシンチレータ１４１が環状に配置された環状シンチレータ群が、５０個軸方向に沿って配置された構成となる。かかる場合、シンチレータ１４１は、合計５００００個配置される。なお、周方向とは、検出器モジュール１４によって形成される円周方向を意味する。また、軸方向とは、被検体Ｐが天板１１に横臥した場合の体軸方向を意味している。 FIG. 3 is a diagram illustrating an annular structure of the scintillator 141 according to the first embodiment. As shown in FIG. 3, the scintillator 141 is uniformly arranged in the circumferential direction and the axial direction in the gantry device 10. For example, the detector has a configuration in which 50 annular scintillator groups in which 1000 scintillators 141 are annularly arranged are arranged along the axial direction. In such a case, a total of 50000 scintillators 141 are arranged. The circumferential direction means the circumferential direction formed by the detector module 14. Further, the axial direction means the body axis direction when the subject P lies on the top 11.

図１に戻って、同時計数部１５は、各検出器モジュール１４の出力結果に基づいて、陽電子から放出された一対のガンマ線の入射方向を決定するための同時計数情報を生成する。具体的には、同時計数部１５は、シンチレータ１４１から散乱して出力された可視光を同じタイミングで電気信号に変換出力した光電子増倍管１４２の位置および電気信号の強度に対応する入射ガンマ線のエネルギーから重心位置を演算することで、検出器モジュール１４におけるガンマ線の入射位置（シンチレータ１４１の位置）を決定する。また、同時計数部１５は、各光電子増倍管１４２が出力した電気信号の強度を積分することで、検出器モジュール１４に対して入射したガンマ線のエネルギー値を演算する。 Returning to FIG. 1, the coincidence counting unit 15 generates coincidence counting information for determining the incident direction of the pair of gamma rays emitted from the positrons based on the output result of each detector module 14. Specifically, the coincidence counting unit 15 converts the visible light scattered and output from the scintillator 141 into an electric signal at the same timing and outputs the incident gamma ray corresponding to the position of the photomultiplier tube 142 and the intensity of the electric signal. By calculating the position of the center of gravity from the energy, the incident position of the gamma ray (the position of the scintillator 141) in the detector module 14 is determined. Further, the coincidence counting unit 15 calculates the energy value of the gamma rays incident on the detector module 14 by integrating the intensity of the electrical signal output from each photomultiplier tube 142.

そして、同時計数部１５は、検出器モジュール１４における出力結果の中から、ガンマ線の入射タイミング（時間）が一定時間の時間ウィンドウ幅（例えば、２ｎｓｅｃ）以内にあり、エネルギー値がともに一定のエネルギーウィンドウ幅（例えば、３５０ｋｅＶ〜５５０ｋｅＶ）にある組み合わせを検索（Coincidence Finding）する。そして、同時計数部１５は、検索した組み合わせの出力結果を、２つの消滅フォトンを同時計数した情報であるとして同時計数情報（Coincidence List）を生成する。なお、同時計数部１５においては、確率的に一定の比率で含まれる偶発同時計数を除外するためのランダム補正を、計数率（count/ sec）を用いて行なうこともできる。 Then, the coincidence counting unit 15 has an energy window in which the gamma ray incident timing (time) is within a certain time window width (for example, 2 nsec) from the output result of the detector module 14 and both energy values are constant. A combination having a width (for example, 350 keV to 550 keV) is searched (Coincidence Finding). Then, the coincidence counting unit 15 generates coincidence count information (Coincidence List) by regarding the output result of the searched combination as information obtained by simultaneously counting two annihilation photons. In the coincidence unit 15, random correction for excluding the coincidence coincidence that is included at a certain rate in probability can be performed using the count rate (count / sec).

コンソール装置２０は、操作者によるＰＥＴ装置の操作を受け付けるとともに、架台装置１０によって収集された同時計数情報からＰＥＴ画像を再構成する。コンソール装置２０は、図１に示すように、入力部３０と、表示部４０と、同時計数情報記憶部５１と、データ記憶部５２と、検出値情報記憶部５３と、補正データ記憶部５４と、寝台制御部６１と、検出器回転部６２と、検出値情報生成部６３と、補正値算出部６４と、画像再構成部６５と、システム制御部６６とを有する。そして、コンソール装置２０が有する各部は、図１に示すように、内部バスを介して接続される。 The console device 20 accepts the operation of the PET device by the operator, and reconstructs the PET image from the coincidence counting information collected by the gantry device 10. As shown in FIG. 1, the console device 20 includes an input unit 30, a display unit 40, a coincidence count information storage unit 51, a data storage unit 52, a detection value information storage unit 53, and a correction data storage unit 54. The bed control unit 61, the detector rotation unit 62, the detection value information generation unit 63, the correction value calculation unit 64, the image reconstruction unit 65, and the system control unit 66. And each part which the console apparatus 20 has is connected via an internal bus, as shown in FIG.

入力部３０は、ＰＥＴ装置１００の操作者が各種指示や各種設定の入力に用いるマウスやキーボードなどを有する。そして、入力部３０は、操作者から受け付けた指示や設定の情報を、システム制御部６６に転送する。例えば、入力部３０は、操作者からＰＥＴ画像を再構成する際の再構成条件や、画像補正を行なうための補正条件などを受け付ける。 The input unit 30 includes a mouse and a keyboard used by the operator of the PET apparatus 100 to input various instructions and various settings. Then, the input unit 30 transfers instructions and setting information received from the operator to the system control unit 66. For example, the input unit 30 receives a reconstruction condition when reconstructing a PET image, a correction condition for performing image correction, and the like from the operator.

表示部４０は、操作者によって参照されるモニタである。表示部４０は、後述するシステム制御部６６による制御に基づいて、ＰＥＴ画像を操作者に表示したり、入力部３０を介して操作者から各種指示や各種設定などを受け付けるためのＧＵＩ（Graphical User Interface）を表示したりする。寝台制御部６１は、寝台駆動部１３を制御して、被検体Ｐを架台装置１０の撮影口内に移動させる。 The display unit 40 is a monitor that is referred to by the operator. The display unit 40 displays a PET image to the operator based on control by the system control unit 66 to be described later, and receives a GUI (Graphical User) for receiving various instructions and various settings from the operator via the input unit 30. Interface). The bed control unit 61 controls the bed driving unit 13 to move the subject P into the imaging port of the gantry device 10.

検出器回転部６２は、検出器を、周方向に回転させる。具体的には、検出器回転部６２は、環状に配置された複数の検出器モジュール１４を周方向に一定の速度で任意の整数回数、回転させる。すなわち、検出器回転部６２は、図３に示す複数の環状シンチレータ群を周方向に一定の速度で任意の整数回数、回転させる。なお、検出器回転部６２は、陽電子核種を含む線源が配置された状態、および、陽電子核種が投与された被検体ＰのＰＥＴ画像を撮影する際に、上述した検出器の回転制御を行なう。 The detector rotating unit 62 rotates the detector in the circumferential direction. Specifically, the detector rotating unit 62 rotates the plurality of detector modules 14 arranged in a ring shape at an arbitrary integer number of times at a constant speed in the circumferential direction. That is, the detector rotating unit 62 rotates the plurality of annular scintillator groups shown in FIG. 3 at an arbitrary integer number of times at a constant speed in the circumferential direction. The detector rotating unit 62 performs the above-described rotation control of the detector when capturing a PET image of the subject P to which the radiation source including the positron nuclide is arranged and the positron nuclide is administered. .

検出値情報生成部６３は、陽電子核種を含む線源が配置された状態で検出器が検出器回転部６２による回転中に、環状シンチレータ群それぞれで検出した放射線量を示す情報である検出値情報を生成する。具体的には、検出値情報生成部６３は、検出器回転部６２による回転中に、所定の検出位置において環状シンチレータ群によって検出された放射線量の情報を検出値情報として生成する。 The detection value information generation unit 63 is detection value information that is information indicating the radiation dose detected by each of the annular scintillator groups while the detector is rotated by the detector rotation unit 62 in a state where the source including the positron nuclide is arranged. Is generated. Specifically, the detection value information generation unit 63 generates, as detection value information, information on the radiation dose detected by the annular scintillator group at a predetermined detection position during rotation by the detector rotation unit 62.

より具体的には、検出値情報生成部６３は、環状のシンチレータ１４１が検出器回転部６２による回転中に、所定の検出位置で検出したガンマ線のエネルギー値を示す検出値情報をリングごとに生成する。図４Ａ及び図４Ｂは、実施例１にかかる検出値情報生成部６３を示す図である。例えば、検出値情報生成部６３は、図４Ａに示すように、検出器に軸方向に配置された環状シンチレータ群を１つのリングとして、各リングに対してリングＩＤ１〜５０を割り振る。 More specifically, the detection value information generation unit 63 generates detection value information indicating the energy value of gamma rays detected at a predetermined detection position for each ring while the annular scintillator 141 is rotated by the detector rotation unit 62. To do. 4A and 4B are diagrams illustrating the detection value information generation unit 63 according to the first embodiment. For example, as illustrated in FIG. 4A, the detection value information generation unit 63 assigns ring IDs 1 to 50 to each ring, with an annular scintillator group arranged in the axial direction of the detector as one ring.

そして、検出値情報生成部６３は、リングごとに所定の検出位置で検出されたガンマ線のエネルギー値を示す検出値情報を生成する。例えば、検出値情報生成部６３は、図４Ｂに示すように、被検体Ｐを中心として、被検体Ｐの直上にある位置から時計周りで角度８０にある位置を検出位置７０とする。そして、検出値情報生成部６３は、リングごとに検出位置７０で検出されたガンマ線のエネルギー値を算出した検出値情報を生成する。 Then, the detection value information generation unit 63 generates detection value information indicating the energy value of the gamma ray detected at a predetermined detection position for each ring. For example, as illustrated in FIG. 4B, the detection value information generation unit 63 sets a position at an angle 80 clockwise from a position immediately above the subject P with the subject P as the center. The detection value information generation unit 63 generates detection value information obtained by calculating the energy value of the gamma ray detected at the detection position 70 for each ring.

例を挙げれば、検出値情報生成部６３は、検出器が検出器回転部６２によって一定の速度で整数回数、回転させられている間の検出位置７０において検出されたガンマ線のエネルギー値をリングＩＤ１〜５０のリングごとに算出した検出値情報を生成する。ここで、検出値情報生成部６３は、環状シンチレータ群に含まれる全てのシンチレータそれぞれが検出位置７０で検出したエネルギー値を加算した値を検出値情報として算出する。 For example, the detected value information generating unit 63 uses the energy value of the gamma ray detected at the detection position 70 while the detector is rotated by the detector rotating unit 62 at an integer number of times at a constant speed as the ring ID1. The detection value information calculated for each ring of ˜50 is generated. Here, the detection value information generation unit 63 calculates, as detection value information, a value obtained by adding the energy values detected at the detection position 70 by all the scintillators included in the annular scintillator group.

検出値情報記憶部５３は、検出値情報生成部６３によって生成された検出値情報を記憶する。図５は、検出値情報記憶部５３によって記憶される情報の一例を示す図である。なお、図５は、図４Ｂに示す検出位置７０における検出値情報の例を示している。図５に示すように、検出値情報記憶部５３は、リングごとに、各シンチレータが検出したガンマ線のエネルギー値と、検出されたエネルギー値の合計とを記憶する。 The detection value information storage unit 53 stores the detection value information generated by the detection value information generation unit 63. FIG. 5 is a diagram illustrating an example of information stored in the detection value information storage unit 53. FIG. 5 shows an example of detection value information at the detection position 70 shown in FIG. 4B. As illustrated in FIG. 5, the detection value information storage unit 53 stores the energy value of the gamma ray detected by each scintillator and the total of the detected energy values for each ring.

ここで、図５に示すリングとは、検出値情報生成部６３によって割り振られたリングのＩＤを意味している。また、図５に示すシンチレータＩＤとは、リングごとに各シンチレータを一意に識別するための識別子である。また、図５に示すエネルギー値とは、各シンチレータによって検出されたエネルギー値を意味する。また、図５に示す合計とは、検出位置７０で検出されたガンマ線のエネルギー値の合計を意味している。 Here, the ring shown in FIG. 5 means the ID of the ring allocated by the detection value information generation unit 63. The scintillator ID shown in FIG. 5 is an identifier for uniquely identifying each scintillator for each ring. Moreover, the energy value shown in FIG. 5 means the energy value detected by each scintillator. Further, the sum shown in FIG. 5 means the sum of the energy values of gamma rays detected at the detection position 70.

例えば、検出値情報記憶部５３は、図５に示すように、「リング：１、シンチレータＩＤ：１０１」の「エネルギー値」として「５」を記憶する。同様に、検出値情報記憶部５３は、図５に示すように、「リング：１」における「シンチレータＩＤ：１０２」以降のエネルギー値を記憶する。そして、検出値情報記憶部５３は、「リング：１」の「合計」として「６１２０」を記憶する。すなわち、上述した合計は、「リングＩＤ：１」において、「位置：７０」で各シンチレータによって検出されたエネルギー値の合計が「６１２０」であることを示している。同様に、検出値情報記憶部５３は、図５に示すように、「リング：２」以降のエネルギー値についても記憶する。 For example, as illustrated in FIG. 5, the detection value information storage unit 53 stores “5” as the “energy value” of “ring: 1, scintillator ID: 101”. Similarly, as shown in FIG. 5, the detection value information storage unit 53 stores the energy values after “scintillator ID: 102” in “ring: 1”. Then, the detected value information storage unit 53 stores “6120” as “total” of “ring: 1”. That is, the above-described total indicates that the total energy value detected by each scintillator at “position: 70” in “ring ID: 1” is “6120”. Similarly, as shown in FIG. 5, the detection value information storage unit 53 also stores energy values after “ring: 2”.

図１に戻って、補正値算出部６４は、検出値情報生成部６３によって生成された環状シンチレータ群ごとの放射線情報を用いて、環状シンチレータ群ごとの検出感度を補正するための補正値を算出する。具体的には、補正値算出部６４は、検出値情報記憶部５３によって記憶されたリングごとの検出値情報を用いてリングごとの検出感度を補正するための補正値を算出する。例えば、補正値算出部６４は、図５に示す検出位置７０におけるリングＩＤ１〜５０までの合計の値を用いて、リングごとの検出感度を補正するための補正値を算出する。例えば、補正値算出部６４は、リングＩＤ１の合計値を「１」とした場合の各リングの相対値を補正値として算出する。 Returning to FIG. 1, the correction value calculation unit 64 calculates a correction value for correcting the detection sensitivity for each annular scintillator group using the radiation information for each annular scintillator group generated by the detection value information generation unit 63. To do. Specifically, the correction value calculation unit 64 uses the detection value information for each ring stored by the detection value information storage unit 53 to calculate a correction value for correcting the detection sensitivity for each ring. For example, the correction value calculation unit 64 calculates a correction value for correcting the detection sensitivity for each ring, using the total value of the ring IDs 1 to 50 at the detection position 70 shown in FIG. For example, the correction value calculation unit 64 calculates the relative value of each ring when the total value of the ring ID 1 is “1” as the correction value.

ここで、本実施例の補正値について説明する。本実施例では、検出器回転部６２が環状シンチレータ群を一定の速度で整数回数、回転させる。従って、環状シンチレータ群に含まれる複数のシンチレータ１４１は、全ての位置にそれぞれ同一の時間滞在することとなる。すなわち、所定の検出位置において、環状シンチレータ群に含まれるシンチレータ１４１それぞれが検出したエネルギー値を加算した補正値を用いることで、環状シンチレータ群に含まれるシンチレータ１４１ごとの検出感度のばらつきが平準化される。 Here, the correction value of the present embodiment will be described. In this embodiment, the detector rotating unit 62 rotates the annular scintillator group an integer number of times at a constant speed. Therefore, the plurality of scintillators 141 included in the annular scintillator group stay at all positions for the same time. That is, by using a correction value obtained by adding energy values detected by the scintillators 141 included in the annular scintillator group at a predetermined detection position, variation in detection sensitivity for each scintillator 141 included in the annular scintillator group is leveled. The

図６は、実施例１にかかる補正を模式的に示す図である。図６においては、シンチレータ１４１によって検出されたエネルギー値を示している。図６に示すように、ＰＥＴ装置１００においては、周方向及び軸方向それぞれに配置されたシンチレータ１４１ごとに検出感度が異なる。本実施例では、検出器を一定の速度で整数回数、回転させ、回転中に所定の検出位置で検出したエネルギー値を加算した補正値を用いることにより、図６に示すように、周方向のばらつきを平準化することができる。 FIG. 6 is a schematic diagram illustrating correction according to the first embodiment. In FIG. 6, the energy value detected by the scintillator 141 is shown. As shown in FIG. 6, in the PET apparatus 100, the detection sensitivity differs for each scintillator 141 arranged in the circumferential direction and the axial direction. In this embodiment, the detector is rotated an integer number of times at a constant speed, and a correction value obtained by adding the energy value detected at a predetermined detection position during the rotation is used, as shown in FIG. Variations can be leveled.

従って、実施例１にかかるＰＥＴ装置１００では、軸方向の補正、すなわち、リング間の検出感度のばらつきに対する補正を実行するだけでよく、補正処理時間を短縮することができ、核医学画像の生成出力に要する時間を短縮することを可能にする。例えば、実施例１にかかるＰＥＴ装置１００では、５００００個すべてのシンチレータに対して補正を実行することなく、５０個の環状シンチレータ群に対する補正を実行するだけでよい。従って、実施例１にかかるＰＥＴ装置１００は、核医学画像の生成出力に要する時間を短縮することを可能にする。 Therefore, in the PET apparatus 100 according to the first embodiment, it is only necessary to execute axial correction, that is, correction for variations in detection sensitivity between rings, and the correction processing time can be shortened. It is possible to reduce the time required for output. For example, in the PET apparatus 100 according to the first embodiment, it is only necessary to execute correction for 50 annular scintillator groups without executing correction for all 50,000 scintillators. Therefore, the PET apparatus 100 according to the first embodiment can reduce the time required for generating and outputting a nuclear medicine image.

補正データ記憶部５４は、補正値算出部６４によって算出された補正値を記憶する。具体的には、補正データ記憶部５４は、補正値算出部６４によって算出されたリングごとの補正値を記憶する。 The correction data storage unit 54 stores the correction value calculated by the correction value calculation unit 64. Specifically, the correction data storage unit 54 stores the correction value for each ring calculated by the correction value calculation unit 64.

図１に戻って、同時計数情報記憶部５１は、同時計数部１５によって生成された同時計数情報を被検体Ｐの投影データ（サイノグラムデータ）として記憶する。 Returning to FIG. 1, the coincidence counting information storage unit 51 stores the coincidence counting information generated by the coincidence counting unit 15 as projection data (sinogram data) of the subject P.

画像再構成部６５は、同時計数情報記憶部５１により記憶された投影データを、補正データ記憶部５４により記憶された補正値を用いて補正する。そして、画像再構成部６５は、補正した投影データを、例えば、逆投影処理することでＰＥＴ画像を再構成する。また、画像再構成部６５は、再構成したＰＥＴ画像をデータ記憶部５２に格納する。 The image reconstruction unit 65 corrects the projection data stored in the coincidence counting information storage unit 51 using the correction value stored in the correction data storage unit 54. Then, the image reconstruction unit 65 reconstructs the PET image by performing, for example, back projection processing on the corrected projection data. The image reconstruction unit 65 stores the reconstructed PET image in the data storage unit 52.

システム制御部６６は、陽電子核種を投与された被検体を撮影する際に、検出部が回転されるように検出器回転部６２を制御する。そして、システム制御部６６は、検出器回転部６２による回転中に、検出器が検出した放射線量を補正値算出部６４により算出された環状シンチレータ群ごとの補正値により補正した後に、核医学画像を再構成するように制御する。 The system control unit 66 controls the detector rotation unit 62 so that the detection unit is rotated when the subject to which the positron nuclide is administered is imaged. The system control unit 66 corrects the radiation dose detected by the detector during the rotation by the detector rotation unit 62 with the correction value for each annular scintillator group calculated by the correction value calculation unit 64, and then performs a nuclear medicine image. Control to reconfigure.

具体的には、システム制御部６６は、ＰＥＴ検査が実行される際に、検出器が整数回数回転するように検出器回転部６２を制御する。そして、システム制御部６６は、補正データ記憶部５４によって記憶された補正値を用いて補正した後に、核医学画像を再構成するように、画像再構成部６５を制御する。 Specifically, the system control unit 66 controls the detector rotation unit 62 so that the detector rotates an integer number of times when the PET examination is executed. Then, the system control unit 66 controls the image reconstruction unit 65 so as to reconstruct a nuclear medicine image after correcting using the correction value stored in the correction data storage unit 54.

また、システム制御部６６は、寝台制御部６１を制御することにより、天板１１の移動を制御する。また、システム制御部６６は、データ記憶部５２が記憶するＰＥＴ画像を、表示部４０に表示するように制御する。また、システム制御部６６は、入力部３０を介して入力された操作者からの設定情報に基づいて、各種処理を制御する。 Further, the system control unit 66 controls the movement of the top plate 11 by controlling the bed control unit 61. In addition, the system control unit 66 controls the display unit 40 to display the PET image stored in the data storage unit 52. Further, the system control unit 66 controls various processes based on setting information from the operator input via the input unit 30.

次に、図７を用いて、実施例１にかかるＰＥＴ装置１００の処理について説明する。図７は、実施例１にかかるＰＥＴ装置１００による補正値算出処理の手順を示すフローチャートである。なお、図７においては、架台装置１０に線源が設置された後の処理について示している。図７に示すように、実施例１におけるＰＥＴ装置１００においては、ＰＥＴ装置１００の操作者によって補正値算出コマンドが実行されると（ステップＳ１０１肯定）、検出器回転部６２が検出器を回転させてガンマ線を収集する（ステップＳ１０２）。具体的には、検出器回転部６２は、検出器を一定の速度で整数回数、回転させる。そして、環状シンチレータ群それぞれが、所定の検出位置に入射したガンマ線を光に変換する。 Next, processing of the PET apparatus 100 according to the first embodiment will be described with reference to FIG. FIG. 7 is a flowchart of a correction value calculation process performed by the PET apparatus 100 according to the first embodiment. FIG. 7 shows processing after the radiation source is installed in the gantry device 10. As shown in FIG. 7, in the PET apparatus 100 according to the first embodiment, when a correction value calculation command is executed by the operator of the PET apparatus 100 (Yes in step S101), the detector rotating unit 62 rotates the detector. Then, gamma rays are collected (step S102). Specifically, the detector rotating unit 62 rotates the detector an integer number of times at a constant speed. Each of the ring scintillator groups converts gamma rays incident on a predetermined detection position into light.

ここで、検出器が検出器回転部６２によって回転させられていることから、シンチレータ１４１がどの位置にあったのかをシステム制御部６６が算出する。具体的には、システム制御部６６は、シンチレータＩＤそれぞれに対応するシンチレータ１４１がどの位置にあったのかを、検出器の初期位置と検出器の回転速度とを用いて算出する。このことにより、シンチレータ１４１がどの位置で、どの程度のガンマ線を光に変換したかが明らかになる。そして、各リングの環状シンチレータ群それぞれが、所定の検出位置に入射したガンマ線を光に変換する。このように、検出器は所定の検出位置におけるガンマ線を各リングで収集する。 Here, since the detector is rotated by the detector rotating unit 62, the system control unit 66 calculates the position of the scintillator 141. Specifically, the system control unit 66 calculates the position of the scintillator 141 corresponding to each scintillator ID using the initial position of the detector and the rotational speed of the detector. This makes it clear which position the scintillator 141 has converted and how much gamma rays have been converted into light. Each ring scintillator group of each ring converts gamma rays incident on a predetermined detection position into light. Thus, the detector collects gamma rays at a predetermined detection position in each ring.

その後、回転数が規定の回数に達した場合には（ステップＳ１０３肯定）、検出値情報生成部６３がリングごとの合計値を算出する（ステップＳ１０４）。その後、補正値算出部６４が、リングごとの合計値を用いて補正値を算出して（ステップＳ１０５）、補正値を格納する（ステップＳ１０６）。 Thereafter, when the number of rotations reaches the specified number (Yes at Step S103), the detection value information generation unit 63 calculates the total value for each ring (Step S104). Thereafter, the correction value calculation unit 64 calculates a correction value using the total value for each ring (step S105), and stores the correction value (step S106).

具体的には、補正値算出部６４は、リングごとに算出された所定の検出位置の合計値を用いて、リングごとの補正値を算出する。そして、補正値算出部６４は、算出した補正値を補正データ記憶部５４に格納して処理を終了する。なお、補正値算出コマンドが実行されるまで、ＰＥＴ装置１００は待機状態である（ステップＳ１０１否定）。また、ＰＥＴ装置１００は、検出器の回転数が規定の回数に達するまで、ガンマ線の収集を継続する（ステップＳ１０３否定）。 Specifically, the correction value calculation unit 64 calculates a correction value for each ring by using a total value of predetermined detection positions calculated for each ring. Then, the correction value calculation unit 64 stores the calculated correction value in the correction data storage unit 54 and ends the process. Until the correction value calculation command is executed, the PET apparatus 100 is in a standby state (No at Step S101). Further, the PET apparatus 100 continues to collect gamma rays until the number of rotations of the detector reaches a specified number (No in step S103).

図８は、実施例１にかかるＰＥＴ装置１００による補正処理の手順を示すフローチャートである。図８に示すように、実施例１にかかるＰＥＴ装置１００は、ＰＥＴ検査が実行されると（ステップＳ２０１肯定）、検出器回転部６２が検出器を回転させてガンマ線を収集する（ステップＳ２０２）。具体的には、システム制御部６６による制御のもと、検出器回転部６２が、検出器を整数回数回転させてガンマ線を収集する。 FIG. 8 is a flowchart of a correction process performed by the PET apparatus 100 according to the first embodiment. As illustrated in FIG. 8, in the PET apparatus 100 according to the first embodiment, when the PET inspection is executed (Yes in Step S201), the detector rotating unit 62 rotates the detector and collects gamma rays (Step S202). . Specifically, under the control of the system control unit 66, the detector rotating unit 62 rotates the detector an integer number of times to collect gamma rays.

そして、補正値算出部６４は、リングごとの正規化処理を実行する（ステップＳ２０３）。具体的には、補正値算出部６４は、補正データ記憶部５４によって記憶された、リングごとの補正値を用いて、ＰＥＴ検査によって被検体から検出された同時計数情報の正規化処理を実行する。そして、画像再構成部６５は、正規化処理が実行された同時計数情報に基づく投影データを用いて再構成を実行して（ステップＳ２０４）、処理を終了する。なお、ＰＥＴ装置１００は、ＰＥＴ検査が実行されるまで待機状態である（ステップＳ２０１否定）。 And the correction value calculation part 64 performs the normalization process for every ring (step S203). Specifically, the correction value calculation unit 64 uses the correction value for each ring stored in the correction data storage unit 54 to normalize the coincidence count information detected from the subject by the PET examination. . Then, the image reconstruction unit 65 performs reconstruction using the projection data based on the coincidence count information on which the normalization process has been performed (step S204), and ends the process. The PET apparatus 100 is in a standby state until the PET inspection is executed (No at Step S201).

ここで、同時計数情報記憶部５１が記憶する同時計数情報における検出位置は、シンチレータＩＤにより示されている。しかし、検出器がＰＥＴ画像撮影時に回転していることから、同時計数情報における検出位置は、補正する必要がある。そこで、画像再構成部６５は、システム制御部６６の制御により、同時計数情報におけるシンチレータＩＤに対応するシンチレータ１４１が、検出時間において、どの位置にあったのかを、検出器の初期位置と検出器の回転速度とを用いて算出する。これにより、画像再構成部６５は、同時計数情報における検出位置を補正する。そして、画像再構成部６５は、システム制御部６６の制御により、検出位置を補正した同時計数情報を投影データとして、例えば、逆投影処理や逐次近所法により、ＰＥＴ画像を再構成する。 Here, the detection position in the coincidence counting information stored in the coincidence counting information storage unit 51 is indicated by a scintillator ID. However, since the detector rotates at the time of PET image capturing, the detection position in the coincidence information needs to be corrected. Therefore, the image reconstruction unit 65 controls the position of the scintillator 141 corresponding to the scintillator ID in the coincidence count information in the detection time, based on the control of the system control unit 66, based on the initial position of the detector and the detector. The rotation speed is used to calculate. Thereby, the image reconstruction unit 65 corrects the detection position in the coincidence counting information. Then, the image reconstruction unit 65 reconstructs the PET image by, for example, back projection processing or a sequential neighborhood method using the coincidence count information with the detected position corrected under the control of the system control unit 66 as projection data.

上述したように、実施例１によれば、検出器は、陽電子核種から放出される放射線を検出するための複数の検出素子が環状に配置された環状検出素子群が、所定の軸方向に沿って複数配置される。検出器回転部６２は、陽電子核種を含む線源が配置された状態で、検出器を所定の軸を中心にして回転させる。検出値情報生成部６３は、検出器回転部６２による回転中に、検出部が検出した放射線量を示す放射線情報を環状検出素子群ごとに生成する。補正値算出部６４は、検出値情報生成部６３により生成された環状検出素子群ごとの放射線情報を用いて、環状検出素子群ごとの検出感度を補正するための補正値を算出する。陽電子核種を投与された被検体を撮影する際に、検出部が回転されるように検出器回転部６２を制御し、検出器回転部６２による回転中に、検出部が検出した放射線量を補正値算出部６４により算出された検出素子群ごとの補正値により補正した後に、核医学画像を再構成するように制御する。従って、実施例１にかかるＰＥＴ装置１００は、軸方向の補正、すなわち、リング間の検出感度のばらつきに対する補正を実行するだけでよく、補正処理時間を短縮することができ、核医学画像の生成出力に要する時間を短縮することを可能にする。 As described above, according to the first embodiment, the detector includes an annular detection element group in which a plurality of detection elements for detecting radiation emitted from the positron nuclide is arranged in an annular shape along a predetermined axial direction. Are arranged. The detector rotating unit 62 rotates the detector around a predetermined axis in a state where a radiation source including a positron nuclide is arranged. The detection value information generation unit 63 generates radiation information indicating the radiation dose detected by the detection unit for each annular detection element group during rotation by the detector rotation unit 62. The correction value calculation unit 64 uses the radiation information for each annular detection element group generated by the detection value information generation unit 63 to calculate a correction value for correcting the detection sensitivity for each annular detection element group. When imaging a subject to which a positron nuclide has been administered, the detector rotation unit 62 is controlled so that the detection unit is rotated, and the radiation amount detected by the detection unit is corrected during rotation by the detector rotation unit 62. After correction by the correction value for each detection element group calculated by the value calculation unit 64, control is performed to reconstruct a nuclear medicine image. Therefore, the PET apparatus 100 according to the first embodiment only needs to execute the correction in the axial direction, that is, the correction for the variation in the detection sensitivity between the rings, can reduce the correction processing time, and generate the nuclear medicine image. It is possible to reduce the time required for output.

また、実施例１によれば、検出器回転部６２は、検出器を所定の軸を中心にして一定の速度で任意の整数回数、回転させる。そして、システム制御部６６は、陽電子核種を投与された被検体を撮影する際に、検出器が整数回数回転されるように検出器回転部６２を制御する。従って、実施例１にかかるＰＥＴ装置１００は、検出器が回転している間、各位置における検出素子の滞在時間を同一にすることができる。 Further, according to the first embodiment, the detector rotating unit 62 rotates the detector at an arbitrary integer number of times at a constant speed around a predetermined axis. Then, the system control unit 66 controls the detector rotating unit 62 so that the detector is rotated an integer number of times when the subject to which the positron nuclide is administered is imaged. Therefore, the PET apparatus 100 according to the first embodiment can make the stay time of the detection element at each position the same while the detector is rotating.

また、実施例１によれば、補正データ記憶部５４に記憶させる補正データをリングごとの補正データだけに低減することができ、メモリの容量を低減してコストを削減することが可能になる。 Further, according to the first embodiment, the correction data stored in the correction data storage unit 54 can be reduced only to the correction data for each ring, and the memory capacity can be reduced to reduce the cost.

また、実施例１によれば、検出値情報生成部６３は、検出器回転部６２によって回転させられている間に、所定の検出位置において環状検出素子群によって検出された放射線量を示す情報を、環状検出素子群を補正するための検出値情報として生成する。従って、実施例１にかかるＰＥＴ装置１００は、任意の位置におけるガンマ線を検出することで補正値を算出することができ、補正値算出にかかる処理の負荷を低減することを可能にする。 Further, according to the first embodiment, the detection value information generation unit 63 provides information indicating the radiation dose detected by the annular detection element group at a predetermined detection position while being rotated by the detector rotation unit 62. The detection value information for correcting the annular detection element group is generated. Therefore, the PET apparatus 100 according to the first embodiment can calculate a correction value by detecting a gamma ray at an arbitrary position, and can reduce the processing load related to the correction value calculation.

さて、これまで実施例１について説明したが、上述した実施例１以外にも、種々の異なる形態にて実施されてよいものである。 Although the first embodiment has been described above, the present invention may be implemented in various different forms other than the first embodiment described above.

(１)核医学イメージング装置
上述した実施例１では、核医学イメージング装置としてＰＥＴ装置を用いる場合について説明したが、本実施例はこれに限定されるものではなく、例えば、ＰＥＴ−ＣＴ（ＣＴ：Computed Tomography）装置などの他の核医学イメージング装置を用いる場合であってもよい。 (1) Nuclear medicine imaging apparatus In Example 1 mentioned above, although the case where a PET apparatus was used as a nuclear medicine imaging apparatus was demonstrated, a present Example is not limited to this, For example, PET-CT (CT: Another nuclear medicine imaging apparatus such as a computed tomography apparatus may be used.

(２)同時計数部
上述した実施例１では、架台装置１０で同時計数情報を生成するＰＥＴ装置に適用する場合について説明したが、本実施例はこれに限定されるものではなく、例えば、コンソール装置２０で同時計数情報を生成するＰＥＴ装置に適用する場合であってもよい。 (2) Simultaneous counting unit In the above-described first embodiment, the case where the gantry device 10 is applied to a PET apparatus that generates simultaneous counting information has been described. However, the present embodiment is not limited to this, and for example, a console The present invention may be applied to a PET apparatus that generates coincidence counting information using the apparatus 20.

(３)検出値情報生成部
上述した実施例１では、検出値情報をコンソール装置２０で生成する場合について説明したが、本実施例はこれに限定されるものではなく、例えば、架台装置１０で生成される場合であってもよい。 (3) Detection Value Information Generation Unit In the above-described first embodiment, the case where the detection value information is generated by the console device 20 has been described. However, the present embodiment is not limited to this. It may be generated.

(４)検出器回転部
上述した実施例１では、検出器回転部６２が検出器全体を回転させる場合について説明したが、本実施例はこれに限定されるものではなく、例えば、各検出器モジュール１４から同時計数部への配線間をスリップリングで接続する場合であってもよい。かかる場合では、同時計数部１５は、各検出器モジュール１４からの出力を、出力された位置（例えば、スリップリングの位置）に対応付けて取得することができる。すなわち、かかる場合では、画像再構成部６５は、上述した同時計数情報の検出位置の補正を行なうことなく、ＰＥＴ画像の再構成を行なうことができる。 (4) Detector Rotation Unit In the above-described first embodiment, the case where the detector rotation unit 62 rotates the entire detector has been described. However, the present embodiment is not limited to this. For example, each detector The wiring from the module 14 to the coincidence counting unit may be connected by a slip ring. In such a case, the coincidence counting unit 15 can acquire the output from each detector module 14 in association with the output position (for example, the position of the slip ring). That is, in such a case, the image reconstruction unit 65 can reconstruct the PET image without correcting the detection position of the coincidence information described above.

(５)検出値情報
上述した実施例１では、リングごとの検出感度を補正するための検出値情報として、所定の検出位置におけるガンマ線のエネルギー値を用いる場合について説明した。しかしながら、本実施例はこれに限定されるものではなく、例えば、一定の速度で整数回数の回転中に、リングに含まれるシンチレータによって検出された全てのガンマ線のエネルギー値を用いる場合であってもよい。 (5) Detection Value Information In the first embodiment described above, the case where the gamma ray energy value at a predetermined detection position is used as detection value information for correcting the detection sensitivity for each ring has been described. However, the present embodiment is not limited to this. For example, even when the energy values of all the gamma rays detected by the scintillator included in the ring are used during rotation of an integer number of times at a constant speed. Good.

以上説明したとおり、実施例１、２によれば、核医学画像の生成出力に要する時間を短縮することを可能にする。 As described above, according to the first and second embodiments, the time required for generating and outputting a nuclear medicine image can be shortened.

１４検出器モジュール
１４１シンチレータ
６２検出器回転部
６３検出値情報生成部
６４補正値算出部
６５画像再構成部
６６システム制御部
１００ＰＥＴ装置 Reference Signs List 14 detector module 141 scintillator 62 detector rotation unit 63 detection value information generation unit 64 correction value calculation unit 65 image reconstruction unit 66 system control unit
100 PET equipment

Claims

陽電子核種から放出される放射線を検出するための複数の検出素子が環状に配置された環状検出素子群が、所定の軸方向に沿って複数配置された検出部と、
前記陽電子核種を含む線源が配置された状態で、前記検出部を前記所定の軸を中心にして回転させる回転部と、
前記回転部による回転中に、前記検出部が検出した放射線量を示す放射線情報を前記環状検出素子群ごとに生成する放射線情報生成部と、
前記放射線情報生成部により生成された前記環状検出素子群ごとの放射線情報を用いて、前記環状検出素子群ごとの検出感度を補正するための補正値を算出する補正値算出部と、
前記陽電子核種を投与された被検体を撮影する際に、前記検出部が回転されるように前記回転部を制御し、前記回転部による回転中に、前記検出部が検出した放射線量を前記補正値算出部により算出された前記環状検出素子群ごとの補正値により補正した後に、核医学画像を再構成するように制御する再構成制御部と、
を備え、
前記放射線情報生成部は、前記回転部によって回転させられている間に、所定の位置において環状検出素子群によって検出された放射線量を示す情報を前記環状検出素子群それぞれの前記放射線情報として生成することを特徴とする核医学イメージング装置。 A detection unit in which a plurality of detection elements in which a plurality of detection elements for detecting radiation emitted from positron nuclides are arranged in a ring shape is arranged along a predetermined axial direction;
A rotation unit that rotates the detection unit about the predetermined axis in a state in which the radiation source including the positron nuclide is disposed;
A radiation information generation unit that generates radiation information indicating the radiation dose detected by the detection unit during the rotation by the rotation unit for each of the annular detection element groups;
A correction value calculation unit that calculates a correction value for correcting detection sensitivity for each annular detection element group, using the radiation information for each annular detection element group generated by the radiation information generation unit;
When imaging the subject administered with the positron nuclide, the rotation unit is controlled to rotate the detection unit, and the radiation dose detected by the detection unit during the rotation by the rotation unit is corrected. A reconfiguration controller that controls to reconstruct a nuclear medicine image after correcting by the correction value for each annular detection element group calculated by the value calculator;
Equipped with a,
The radiation information generation unit generates information indicating the radiation amount detected by the annular detection element group at a predetermined position as the radiation information of each of the annular detection element groups while being rotated by the rotation unit. A nuclear medicine imaging apparatus characterized by that.

前記回転部は、前記検出部を、前記所定の軸を中心にして一定の速度で任意の整数回数、回転させ、
前記再構成制御部は、前記陽電子核種を投与された被検体を撮影する際に、前記検出部が整数回数回転されるように前記回転部を制御することを特徴とする請求項１に記載の核医学イメージング装置。 The rotating unit rotates the detecting unit at an integer number of times at a constant speed around the predetermined axis,
The said reconstruction control part controls the said rotation part so that the said detection part may be rotated an integer number of times, when image | photographing the test object which administered the said positron nuclide. Nuclear medicine imaging device.

陽電子核種から放出される放射線を検出するための複数の検出素子が環状に配置された環状検出素子群が、所定の軸方向に沿って複数配置された検出部を、前記陽電子核種を含む線源が配置された状態で、前記所定の軸を中心にして回転させる回転部による回転中に、前記検出部が検出した放射線量を示す放射線情報を前記環状検出素子群ごとに生成する放射線情報生成手順と、
前記放射線情報生成手順により生成された前記環状検出素子群ごとの放射線情報を用いて、前記環状検出素子群ごとの検出感度を補正するための補正値を算出する補正値算出手順と、
前記陽電子核種を投与された被検体を撮影する際に、前記検出部が回転されるように前記回転部を制御し、前記回転部による回転中に、前記検出部が検出した放射線量を前記補正値算出手順により算出された前記環状検出素子群ごとの補正値により補正した後に、核医学画像を再構成するように制御する再構成制御手順と、
をコンピュータに実行させ、
前記放射線情報生成手順は、前記回転部によって回転させられている間に、所定の位置において環状検出素子群によって検出された放射線量を示す情報を前記環状検出素子群それぞれの前記放射線情報として生成することを特徴とする核医学イメージング装置の制御プログラム。 A radiation source including the positron nuclide as a detection unit in which a plurality of annular detection element groups in which a plurality of detection elements for detecting radiation emitted from the positron nuclide are annularly arranged is arranged along a predetermined axial direction. state but arranged, during rotation by the rotating unit to rotate about a predetermined axis, generating radiation information for generating radiation information indicating the amount of radiation the detector detects the each of the annular detection element group Procedure and
A correction value calculation procedure for calculating a correction value for correcting the detection sensitivity for each annular detection element group, using the radiation information for each annular detection element group generated by the radiation information generation procedure;
When imaging a subject that has been administered the positron nuclide, the rotating portion controls so that the detector is rotated, during rotation by the rotating unit, the correction amount of radiation the detector detects A reconfiguration control procedure for controlling to reconstruct a nuclear medicine image after correcting by the correction value for each annular detection element group calculated by the value calculation procedure;
To the computer ,
The radiation information generation procedure generates information indicating the radiation dose detected by the annular detection element group at a predetermined position as the radiation information of each of the annular detection element groups while being rotated by the rotating unit. A control program for a nuclear medicine imaging apparatus.