核医学イメージング方法、核医学イメージング装置及び記憶媒体
【課題】最適な画像を得ること。
【解決手段】実施形態の核医学イメージング方法は、第１決定ステップと、定義ステップと、第２決定ステップと、生成ステップと、第３決定ステップと、算出ステップとを含む。第１決定ステップでは、１対の検出器結晶それぞれの位置により定まる同時計数線を決定する。定義ステップでは、同時計数線に対応する放出点のアレイを定義する。第２決定ステップでは、同時計数線に対応する放出点のアレイ内の点ごとに、同時計数線を定める１対の検出器結晶の表面を底面として形成される立体角を決定する。生成ステップでは、立体角を平均して平均立体角を生成する。第３決定ステップでは、相互作用の深さ方向の位置に関する位置係数を決定する。算出ステップでは、平均立体角の逆数に位置係数を掛けることにより、同時計数線に対する幾何学的補正係数を算出する。
【解決手段】実施形態の核医学イメージング方法は、第１決定ステップと、定義ステップと、第２決定ステップと、生成ステップと、第３決定ステップと、算出ステップとを含む。第１決定ステップでは、１対の検出器結晶それぞれの位置により定まる同時計数線を決定する。定義ステップでは、同時計数線に対応する放出点のアレイを定義する。第２決定ステップでは、同時計数線に対応する放出点のアレイ内の点ごとに、同時計数線を定める１対の検出器結晶の表面を底面として形成される立体角を決定する。生成ステップでは、立体角を平均して平均立体角を生成する。第３決定ステップでは、相互作用の深さ方向の位置に関する位置係数を決定する。算出ステップでは、平均立体角の逆数に位置係数を掛けることにより、同時計数線に対する幾何学的補正係数を算出する。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明の実施形態は、核医学イメージング方法、核医学イメージング装置及び記憶媒体に関する。
【背景技術】
【０００２】
ポジトロン放射断層撮影（Positron Emission Tomography：ＰＥＴ）は、核医学の１部門であり、ポジトロン放出型の放射性医薬品が被検体の体内に導入される。放射性医薬品が崩壊する際に、ポジトロンが生成される。具体的には、複数のポジトロンのそれぞれが電子と反応することにより、ポジトロンの対消滅事象（Positron annihilation）として知られている現象において、同時計数線に沿って略反対方向に移動する同時発生対のガンマ光子が生成される。同時計数時間内に検出されるガンマ光子の対は、通常、対消滅事象としてＰＥＴスキャナによって記録される。飛行時間（Time Of Flight：ＴＯＦ）イメージングにおいて、同時発生対の各ガンマ光子が検出される同時計数インターバル内の時間も測定される。飛行時間情報は、検出された事象の、同時計数線における位置を示す。スキャン対象の被検体または被検物の画像を再構成または生成するために、複数の対消滅事象のデータが使用される。
【０００３】
図１は、ＰＥＴイメージング装置の幾何学的配置の一例を示す図である。図１では、ＰＥＴイメージング装置が有する３次元検出器（3D detector）において、放出されたポジトロンと、計測された同時計数線（Line Of Response：ＬＯＲ）との横断座標（transaxial coordinate）及び軸座標（axial coordinate）を示す。横断座標は、例えば、スキャナの軸方向や被検体の体軸方向に垂直な断面内で設定される座標であり、軸座標は、例えば、スキャナの軸方向や被検体の体軸方向に沿った断面内で設定される座標である。座標（ｘｅ，ｙｅ，ｚｅ）又は（ｓｅ，ｔｅ，ｚｅ）は、放出されたポジトロン「ｅ」の画像座標を示す。また、座標（ｘａ，ｙａ，ｚａ）は、ＬＯＲとして測定された一方のガンマ線を検出した検出器結晶「ａ」の位置を示し、また、座標（ｘｂ，ｙｂ，ｚｂ）は、ＬＯＲとして測定された他方のガンマ線を検出した検出器結晶「ｂ」の位置を示す。測定されたＬＯＲの投影座標は、非ＴＯＦでは、「（ｓ，φ，ｚ、θ）、ここでｚ＝（ｚａ＋ｚｂ）／２」で表すことができる。「φ」は、横断座標における線分ａｂの傾きに対応し、「θ」は、軸座標における線分ａｂの傾きに対応する。或いは、測定されたＬＯＲの投影座標は、ＴＯＦ−ＬＯＲ用のさらなる次元「ｔ」を含んでもよい。「ｔ」は、時間に対応する値であり、例えば、「ｔａ」は、同時計数時間内に「ａ」がガンマ光子を検出した時間に対応し、「ｔｂ」は、同時計数時間内に「ｂ」がガンマ光子を検出した時間に対応し、「ｔｅ」は、同時計数時間内に「ａ」がガンマ光子を検出した時間と「ｂ」がガンマ光子を検出した時間との時間差に対応する。「ｔ」の情報を用いることで、測定されたＬＯＲの投影座標の「ｚ」を、特定することができる。これらのタイプ（非ＴＯＦ、ＴＯＦ）のＰＥＴイメージング装置において、個々の結晶の検出器効率にばらつきがあることに加え、スキャナ全体の検出効率は、幾何学的要因によって決まり、ひいては、領域で形成された立体角、検出器結晶から放出点までの距離及びＬＯＲの結晶への入射角度に依存する。
【０００４】
立体角は、物体が「ある点」に対して形成する３次元空間における２次元の角度である。数学的に、面Ｓを底面として形成される立体角Ωは、以下の式（１）で表される。
【０００５】
【数１】
【０００６】
ここで、式（１）の「ｎハット（hat）」は、「ある点」からの単位ベクトルであり、式（１）の「ｄａ」は、面部分の微分面積であり、式（１）の「ｒ」は、原点から面部分までの距離である。立体角は、「ある点」から観測した際の物体の見かけの大きさを示す尺度である。物体の立体角は、物体によって限定された単位球面（角頂を中心とする）の扇形の面積に等しい。この定義は、１次元及び２次元を含む任意の次元で適用できる。図２Ａは、２次元立体角の概念を示す図である。図２Ａは、ＰＥＴの同時発生事象の検出において用いられる立体角の概念を示す。単位円内に示される立体角は、点「ｐ」から計測した結晶対（ｉ，ｊ）の立体角、又は、ＬＯＲｉｊの立体角を表している。すなわち、図１に示されるＰＥＴスキャナにおいて、ＬＯＲの立体角は、（ｓｅ，ｔｅ，ｚｅ）で表される放出点の位置に依存する。（ｓｅ，ｔｅ）座標は、横断面（図１の左図）における放出点の位置を示し、ｚｅ座標は、スキャナの軸方向における同じ位置を示している。ＬＯＲの立体角は、横断面の視野の端に向かって、すなわち「｜ｓ｜（ｓの絶対値）」が大きいほど、大きくなる。
【０００７】
放出位置からの２つのガンマ線それぞれがＬＯＲ上の２つの結晶に当たると、２つのガンマ線の入射角によりＬＯＲの入射角が決まる。図２Ｂは、ガンマ線の入射角を示す図である。放出ポジトロンから放出されたガンマ線の各入射角は、図２Ｂに示すように、極角（polar angle）である「α」と方位角（azimuthal angle）である「β」とによって説明することができる。「α」及び「β」のどちらの角度も、ガンマ線の飛行方向とガンマ線が入射する結晶表面の法線との関係に依存する。角度「α」又は「β」が大きくなるにつれて、ガンマ線の入射角度も大きくなる。ガンマ線の入射角度により、結晶へのガンマ線の透過量、すなわち、相互作用の深さ方向の位置（Depth-Of-Interaction：ＤＯＩ）が決まる。結果として、「｜ｓ｜」が大きいほど、又は「θ」が大きいほど、ＬＯＲの１つの結晶の法線は、角度「α」又は「β」が大きくなるように変化し、そのためＤＯＩの影響が変化する。この状況は、ＬＯＲがより傾斜していることにより特徴付けられる。
【０００８】
加えて、幾何学的要素は、更に、検出器ブロックにおけるＬＯＲの結晶位置による影響を受ける。ＬＯＲの結晶が検出器ブロックの端に近いほど、検出器ブロックの１つの側面が、検出器ブロックの前面（front face）のＬＯＲの結晶よりも大きな影響を立体角および入射角に与える。
【０００９】
計測された生データを補正するために用いられる幾何学的補正係数は、高計数の平面又は回転する線のデータを取得することによって決めてもよい。最初に、計数の生データは、線源の幾何学的配列、減衰及び個々の結晶効率の違いに対して補正される。次に、図１に例示する「ｓ」に沿った半径方向のプロファイルが、断面ごとに、リング差（ｚｂ−ｚａ）の関数として生成される。そして、これらの半径方向のプロファイルは、その逆数をとって、そのまま幾何学的補正係数として適用される。
【００１０】
図３は、非ＴＯＦ−ＰＥＴイメージング装置における平面状の光子放出線源及び回転する線状の光子放出線源を示す図である。従来の測定方法では、補正係数を測定するために、図３の左図に示すように、平面状の線源を中央に置いたり、又は、図３の右図に示すように、透過スキャン用の線状線源を回転させたりしている。補正係数用のデータが、全ての検出器対を平面状の線源に曝露させることにより、収集される。そして、補正係数が、ある特定のＬＯＲについての計数値に対する、全てのＬＯＲについて測定した平均同時計数値の割合に基づき、計算される。しかしながら、平面状の線源や回転させる透過スキャン用の線状線源のいずれかを用いる測定方法には、いくらかの制限がある。図４は、ＴＯＦ−ＰＥＴイメージング装置における複数の平面状の光子放出線源及び複数の回転する線状の光子放出線源を示す図である。第１に、ＴＯＦ−ＰＥＴスキャナの正規化のために、様々な放出位置を捕捉するための測定技術を用いた場合、図４の左図に示すように、平面状の線源は、複数の水平位置に置く必要がある。或いは、ＴＯＦ−ＰＥＴスキャナの正規化のためには、図４の右図に示すように、線状線源を様々な半径で回転させる必要がある。複数の取得スキャンを用いると、複雑な正規化スキャン手順、複数の線状又は複数の平面状の線源の配置、複数のデータ取得、はるかに長いスキャン時間等、ＴＯＦ−ＰＥＴスキャナの正規化にとって重大なデメリットがいくつか生じる。第２に、高計数の正規化スキャンは一般的にノイズを低減させるために実行されるが、未だに最終的な画像にはマイナスの効果が予測される。正規化データにおけるノイズ分布は均一ではない、すなわち、大きなリング差（ｚｂ−ｚａ）を有するＬＯＲには、より高いノイズがある。また、補正係数を生成する前に、検出器に用いられている結晶の効率等、他の補正が必要となる。これらの補正によりさらなるノイズが増える可能性がある。さらに、現行のＰＥＴ再構成では、ポワソンモデルの有効性を保つためには、補正係数をシステム応答に含めることが理論的には好ましい。統計的ノイズを伴うそれ従来の方法ではどれも、ポワソンモデルから逸脱した再構成を行うことになる。このため、結果として得られるＰＥＴ画像は、理論的観点からすると最適ではないかもしれない。
【先行技術文献】
【非特許文献】
【００１１】
【非特許文献１】R.D. BADAWI, et al. “DEVELOPMENTS IN COMPONENT-BASED NORMALIZATION FOR 3D PET”, Phys. Med. Biol. 44(1999) 571-594, Printed in the UK.
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１２】
本発明が解決しようとする課題は、最適な画像を得ることができる核医学イメージング方法、核医学イメージング装置及び記憶媒体を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【００１３】
実施形態の核医学イメージング方法は、第１決定ステップと、定義ステップと、第２決定ステップと、生成ステップと、第３決定ステップと、算出ステップとを含む。第１決定ステップでは、核医学イメージング装置が有する検出器の１対の検出器結晶それぞれの位置により定まる同時計数線を決定する。定義ステップでは、前記第１決定ステップにより決定された前記同時計数線に対応する放出点のアレイを定義する。第２決定ステップでは、前記同時計数線に対応する前記放出点のアレイ内の点ごとに、前記同時計数線を定める前記１対の検出器結晶の表面を底面として形成される立体角を決定する。生成ステップでは、前記第２決定ステップにより決定された立体角を平均して平均立体角を生成する。第３決定ステップでは、前記核医学イメージング装置の前記１対の検出器結晶の中へのガンマ線の透過に依存する相互作用の深さ方向の位置に関する位置係数を決定する。算出ステップでは、前記平均立体角の逆数に前記第３決定ステップにより決定された前記位置係数を掛けることにより、前記決定ステップにより決定された前記同時計数線に対する幾何学的補正係数を算出する。
【図面の簡単な説明】
【００１４】
【図１】図１は、ＰＥＴイメージング装置の幾何学的配置の一例を示す図である。
【図２Ａ】図２Ａは、２次元立体角の概念を示す図である。
【図２Ｂ】図２Ｂは、ガンマ線の入射角を示す図である。
【図３】図３は、非ＴＯＦ−ＰＥＴイメージング装置における平面状の光子放出線源及び回転する線状の光子放出線源を示す図である。
【図４】図４は、ＴＯＦ−ＰＥＴイメージング装置における複数の平面状の光子放出線源及び複数の回転する線状の光子放出線源を示す図である。
【図５】図５は、非ＴＯＦ−ＰＥＴ用の幾何学的補正係数を計算する方法を示す図である。
【図６】図６は、核医学イメージング装置における点アレイを示す図である。
【図７Ａ】図７Ａは、核医学イメージング装置に関して立体角を計算する概念を示す図（１）である。
【図７Ｂ】図７Ｂは、核医学イメージング装置に関して立体角を計算する概念を示す図（２）である。
【図７Ｃ】図７Ｃは、核医学イメージング装置に関して立体角を計算する概念を示す図（２）である。
【図８】図８は、相互作用の深さ方向の位置係数の計算を示す図（１）である。
【図９】図９は、相互作用の深さ方向の位置係数の計算を示す図（２）である。
【図１０】図１０は、ＴＯＦ−ＰＥＴ用の幾何学的補正係数を計算する例示的方法を示す図である。
【図１１】図１１は、ＴＯＦ−ＰＥＴイメージング装置における点アレイを示す図である。
【図１２】図１２は、ガンマ線検出システムの例を示す図である。
【発明を実施するための形態】
【００１５】
実施形態の一態様では、核医学イメージング方法は、（１）核医学イメージング装置であるＰＥＴイメージング装置が有する検出器の１対の検出器結晶それぞれの位置により定まるＬＯＲを決定する第１決定ステップと、（２）上記決定されたＬＯＲに対応する放出点のアレイを定義する定義ステップと、（３）上記ＬＯＲに対応する前記放出点のアレイ内の点ごとに、上記ＬＯＲを定める上記１対の検出器結晶の表面を底面として形成される立体角を決定する第２決定ステップと、（４）上記決定された立体角を平均して平均立体角を生成する生成ステップと、（５）上記イメージング装置の上記１対の検出器結晶の中へのガンマ線の透過に依存する「相互作用の深さ方向の位置に関する位置係数」であるＤＯＩ係数を決定する第３決定ステップと、（６）上記平均立体角の逆数に上記決定されたＤＯＩ係数を掛けることにより上記決定されたＬＯＲに対する幾何学的補正係数（geometric corrective factor）を算出する算出ステップとを含む。別の実施形態の一態様では、非一時的コンピュータ可読記憶媒体は命令で符号化され、コンピュータによって実行されると、コンピュータに上記方法を実行させる。別の実施形態の一態様では、核医学イメージング装置は、コンピュータで実行可能な命令を格納するように構成されたメモリと、上記方法を実行するために上記コンピュータで実行可能な命令を実行するように構成されたコンピュータを含む。
【００１６】
以下、添付図面を参照して、核医学イメージング方法の実施形態を詳細に説明する。
【００１７】
（非ＴＯＦ−ＰＥＴデータの補正）
再構成プロセスにより画像データを生成する前に、非ＴＯＦ−ＰＥＴ検出器によって生成された生データを、一連の幾何学的補正係数を用いて補正する必要がある。検出器と光電子増倍管の数が非常に多いこと、光電子倍増管のゲインのばらつき、検出器の物理的なばらつき、および検出器結晶の検出効率のばらつきにより、生データには、非均一性が生じる。こうした不規則性を補正するために、幾何学的補正係数が、ガンマ線に由来する光子を計数した生データに適用される。
【００１８】
放出点に対する立体角が大きいほど、その検出の感度は良くなる。より均一な生データを形成するために、高い感度のＬＯＲとなるＬＯＲに起因する計数は減らすことができ、低い感度のＬＯＲとなるＬＯＲに起因する計数は増やすことができる。
【００１９】
本実施形態の技術的進歩は、図１に示される「ｓ方向」及び「ｔ方向」に沿ったばらつきを補正する解析計算された幾何学的補正係数を提供することである。この方法は、測定ではなく、解析計算に基づく。幾何学的計数は、立体角と入射角に基づく。このため、この解析計算の例示的実施形態では、幾何学的補正係数「ｎｇ」は以下の式（２）に示すように、２つの副因子に分解される。なお、式（２）の「ｎｓ」は、同時発生事象の検出のための対をなす結晶の表面を底面として形成される立体角に反比例し、式（２）の「ｎｄ」は、ＤＯＩの影響を表している。
【００２０】
【数２】
【００２１】
「ｎｓ」と「ｎｄ」とは、互いに独立したものと見なされる。「ｎｓ」は、２つの検出器結晶「ｉ」と「ｊ」とで定まるＬＯＲｉｊ及び放出点の位置によって決まり、「ｎｄ」は、シンチレーション材料、検出器ブロックの幾何学的配置、検出器ブロック内の結晶の相対位置及びＬＯＲについての結晶表面に対する傾斜角θによって決まる。
【００２２】
図５は、非ＴＯＦ−ＰＥＴ用の幾何学的補正係数を計算する方法を示す図である。図５は、幾何学的補正係数「ｎｇ」を計算する例示的方法を示す。図５に示すステップＳ５０１では、各ＬＯＲｉｊが、図１に示す座標（ｓ，φ，ｚ、θ）で表される。以下に述べる図６も、ステップＳ５０１で表される全てのＬＯＲｉｊの中の１つのＬＯＲｉｊを示す。ステップＳ５０１は、核医学イメージング装置が有する検出器の１対の検出器結晶それぞれの位置により定まる同時計数線を決定する第１決定ステップに対応する。
【００２３】
図５に示すステップＳ５０２では、特定のφについて全てのＬＯＲｉｊが評価される。ステップＳ５０２では、各φでの評価がループで繰り返される。ステップＳ５０２では、繰り返し回数を減らして、計算の複雑さを低減するために「ｎｓ」と「ｎｄ」の「φの対称性」を利用できる。これにより、ブロック検出器内の全ての横断方向の数の結晶では、「ｎｓ」と「ｎｄ」とが同じになる。すなわち、ブロック検出器内の全ての横断方向の一対の結晶では、「ｎｓ」と「ｎｄ」とが同じになる。
【００２４】
図５に示すステップＳ５０３では、特定のφに対し、次元「ｔ」及び次元「ｓ」に沿って、点線源アレイ（point source array）がシミュレートされる。すなわち、ステップＳ５０３では、特定のφに対し、「ｔ」の大きさや「ｓ」の大きさを変えて点線源アレイをシミュレートする。ステップＳ５０３は、第１決定ステップにより決定された同時計数線に対応する放出点のアレイを定義する定義ステップに対応する。放出点のアレイは、ガンマ線が放出される点である点線源のアレイであり、あくまでも、仮想的に複数の点線源を配置したものである。この点線源アレイの例を図６に示す。図６は、核医学イメージング装置における点アレイを示す図である。図６において、黒い四角形６０１はＬＯＲｉｊを決める結晶である（ｉ及びｊは結晶対を定義する）。図６における破線は、ＬＯＲｉｊの関心領域（Region Of Interest：ＲＯＩ）が分かるように示している。黒丸と白抜き丸とは、放出点、つまり、消滅位置を表す。白抜き丸は、ＬＯＲｉｊのＲＯＩ内のアレイの点である。点アレイ（点線源アレイ）は、ｓ軸の下方にも伸びていてもよいし、又は、計算数を減らすために対称性を利用してもよい。なお、図６に示すように、アレイの向きはφと共に変化することに注意が必要である。
【００２５】
図５に示すステップS５０４では、ＬＯＲｉｊのＲＯＩ内の点線源ごとに、立体角が求められる。そして、図５に示すステップＳ５０４では、同一、又は、略同じφについて全てのＬＯＲｉｊに対して平均立体角を計算する。ステップＳ５０４は、同時計数線に対応する放出点のアレイ内の点ごとに、同時計数線を定める１対の検出器結晶の表面を底面として形成される立体角を決定する第２決定ステップに対応する。また、ステップＳ５０４は、第２決定ステップにより決定された立体角を平均して平均立体角を生成する生成ステップに対応する。立体角が計算される点は、図６に示す白抜き丸の点である。ｎｓは、非ＴＯＦ−ＰＥＴスキャナの実施形態におけるＬＯＲｉｊのＲＯＩ内の全ての白抜き丸の点の平均立体角の逆数である。応答が光電効果によって支配されるため、ＬＯＲｉｊのＲＯＩ内の全ての点についてｎｓが計算される。ＬＯＲｉｊのＲＯＩ内の点ごとに、点位置及びＬＯＲｉｊを決める２つの結晶の前面に基づいて、立体角の計算が行われる。結晶の１つが検出器の境界にある場合は、立体角の計算の間に境界効果が考慮される。すなわち、結晶が境界に位置すると、結晶の側面によって立体角を大きくすることがある。ＬＯＲｉｊのＲＯＩ内の全ての点に対する立体角の値は、まとめて平均され、この平均値の逆数がｎｓとして使用される。立体角の計算については、以下でより詳細に説明する。
【００２６】
図７Ａ、図７Ｂ及び図７Ｃは、核医学イメージング装置に関して立体角を計算する概念を示す図である。図７Ａは、真向かいの結晶対に対して、どのように立体角が求めることができるかを示す図である。図７Ａでは、結晶の前面がｙ方向と平行し、結晶の境界面がｘ方向と平行する真向かいの結晶対において、放出点「ｐ」から結晶前面までのｘ方向の距離「Ｄ」が、当該結晶のｙ方向の厚さ「Ｗ」より非常に大きい「Ｄ＞＞Ｗ」のとき、立体角δが略「Ｗ／Ｄ」として求められることを示している。図７Ｂは、傾斜した結晶対に対して、どのように立体角が求めることができるかを示す図である。図７Ｂでは、結晶の前面及び境界面がｙ方向及びｘ方向に対して傾斜した結晶対に対して、放出点「ｐ」から「結晶前面と境界面との交点を通り、ｘｙ平面と直交する断面」までの距離「Ｄ’」が、放出点「ｐ」から結晶が観察される観察範囲における当該断面のｙ方向の長さ「Ｗ’」より非常に大きい「Ｄ’＞＞Ｗ’」のとき、立体角δが略「Ｗ’／Ｄ’」として求められることを示している。Ｗ’とＤ’との解析計算は空間内の結晶対の境界及び向きを考慮する必要があり、複雑である。図７Ｃは、傾斜した結晶対に対する同時発生の立体角δは全ての線（実線＋破線）の数に対する実線の数の割合に略比例することを示している。
【００２７】
ガンマ光子は、検出器材料及び光子エネルギーによって統計的に決定される「ある距離」だけ検出器内を移動しなければならない。この限定された移動距離は「透過」として解釈され、この透過に関する感度が「ｎｄ」である。図８及び図９は、相互作用の深さ方向の位置係数の計算を示す図である。このため、図５に示すステップＳ５０５では、ＬＯＲｉｊを貫通するように、ＬＯＲの傾斜角θと共に平行光線を用いＤＯＩの影響を計算しｎｄを求める。ステップＳ５０５は、核医学イメージング装置の１対の検出器結晶の中へのガンマ線の透過に依存する「相互作用の深さ方向の位置に関する位置係数（ｎｄ）」を決定する第３決定ステップに対応する。ステップＳ５０５では、図８に示すように、傾斜角度が「ＬＯＲｉｊの傾斜角度であるθ」となる「かなり細い平行光線（すなわち、平行光線における隣接する線間距離が、例えば、１ｍｍ以下のレベル）」を用いて、平行光線の２つの結晶それぞれとの交点を計算するために、ＬＯＲｉｊを貫通するようにする。各交点は、単純な物理減衰モデルを用いて感度ｎｄに関連付けられる。結果的にｎｄの計算は、全ての線の検出器結晶との交点に基づいている。光線の線ごとに、対象のＬＯＲの結晶の交点間長さが計算されるだけでなく、他の結晶材料内の全ての移動距離も計算される。図９に示すように、２つの濃灰色の結晶が、ｎｄを計算するためのＬＯＲｉｊを定義する。図９に示す矢印は、２つの５１１ｋｅＶのガンマ光子を表している。光子が対象の結晶に到達する前に、光子は既に他の結晶内のいくらかの距離を通過している。そして、ｎｄは、「ｅ−μＬ１（１−ｅ−μＬ０）ｅ−μｌ１（１−ｅ−μｌ０）」として計算される。ここで、μは５１１ｋｅＶのガンマ光子を吸収するためにシンチレーション結晶毎に与えられる線形減衰係数を表している。なお、「Ｌ１」は、図９に示すように、光子が検出器に到達してから一方の対象の結晶に到達するまでの移動距離であり、「Ｌ０」は、光子が一方の対象の結晶内を移動する距離である。また、「ｌ１」は、図９に示すように、光子が検出器に到達してから他方の対象の結晶に到達するまでの移動距離であり、「ｌ０」は、光子が他方の対象の結晶内を移動する距離である。
【００２８】
図５に示すステップＳ５０６で、ｎｓとｎｄとを掛け合わせると、幾何学的補正係数ｎｇが得られる。ステップＳ５０６は、平均立体角の逆数に第３決定ステップにより決定された位置係数を掛けることにより、決定ステップにより決定された同時計数線に対する幾何学的補正係数を算出する算出ステップに対応する。定義ステップ、第２決定ステップ、生成ステップ、第３決定ステップ及び算出ステップは、ステップＳ５０２で説明したように、複数の同時計数線それぞれについて繰り返される。そして、実際の撮影において核医学イメージング装置（非飛行時間型ＰＥＴ装置）を用いた物体のスキャンから取得したデータ（生データ）に、幾何学的補正係数を適用することにより、データ（生データ）を正規化する。具体的には、生データを補正するため、幾何学的補正係数ｎｇは逆数をとって、ＬＯＲｉｊを定義する検出器結晶ｉおよび検出器結晶ｊによって検出される計数と掛け合わされる。本実施形態の技術的進歩によると、立体角が大きくなるほど、幾何学的補正係数ｎｇは小さくなり、ひいては、幾何学的補正係数ｎｇを生データに適用する際に計数の数が少なくなる。このため、本実施形態の技術的進歩により、過度に感度の高いＬＯＲの計数を減らし、低い感度のＬＯＲの計数を増やすことができる補正係数を計算する解析的方法が提供される。これにより、本実施形態では、非ＴＯＦ−ＰＥＴ装置を用いて、最適な画像を得ることができる。
【００２９】
上記の幾何学的補正係数は、２次元の非ＴＯＦ−ＰＥＴ装置に基づいている（ここでは、全てのＬＯＲが同一リングの検出器におけるものである）。しかしながら、上記の幾何学的補正係数は３次元に適用範囲を広げてもよい（異なるリングの組み合わせを用いた斜めのＬＯＲとしてもよい）。２次元とは単一リングのＰＥＴスキャナのことを指している。たとえ単一リング用であっても、検出器結晶および幾何学的配置は３次元である。
【００３０】
ＰＥＴ装置を設計する際に、幾何学的補正係数が決定される。このため、無制限的な実施形態では、幾何学的補正係数を１度だけ事前計算して、その後の正規化処理の間にコンピュータによってアクセスできる幾何学的補正係数を格納できる方法を含む。
【００３１】
上で説明した解析方法は、ポジトロン範囲や結晶内の散乱等、他の物理モデルと組み合わせてもよい。基本的に、本方法は点像分布関数（ｐｏｉｎｔ ｓｐｒｅａｄ ｆｕｎｃｔｉｏｎ：ＰＳＦ）の計算を実行するものである。このため、本方法を再構成におけるＰＳＦ計算に組み込むことができる。
【００３２】
（ＴＯＦ−ＰＥＴデータの補正）
本実施形態の技術的進歩は、ＴＯＦ−ＰＥＴデータにも適用できる。非ＴＯＦ−ＰＥＴスキャナにおいて、「ｔ」に対する立体角のばらつきは、従来、正規化手順の中で無視されている。すなわち、立体角は「ｔ」の大きさと共に変化しないと想定されている。しかしながら、放出点が「ｔ」の大きさと共に変化する時、放出点に対する立体角も変化することになる。特に、ＴＯＦ−ＰＥＴスキャナにとって、「ｔ」に対する立体角のばらつきは補正する必要があり、そうしなければ、結果として得られる画像は均一なものにならない。
【００３３】
ｎｄの計算は非ＴＯＦ−ＰＥＴの場合と同じである。ＴＯＦ−ＰＥＴでは、立体角ｎｓが非ＴＯＦ−ＰＥＴと異なる方法で計算される。
【００３４】
図１０は、ＴＯＦ−ＰＥＴ用の幾何学的補正係数（ｎｇ）を計算する例示的方法を示す図である。図１０の方法は、図５で示す方法に似ており、以下では、その違いのみ詳しく説明する。
【００３５】
図１０に示すステップＳ１００１では、各ＬＯＲｉｊが、図１に示す座標（ｓ，φ，ｚ、θ）で表される。ステップＳ１００１は、上記の第１決定ステップに対応する。
【００３６】
ステップ１００２で、特定のφについて全てのＬＯＲｉｊが評価される。計算の複雑さを低減するためにｎｓとｎｄのφ対称性を利用することができる。ステップＳ１００２では、繰り返し回数を減らして、計算の複雑さを低減するために「ｎｓ」と「ｎｄ」の「φの対称性」を利用できる。
【００３７】
図１０に示すステップＳ１００３では、特定のφに対し、次元「ｔ」（及び次元「ｓ」）に沿って、点線源アレイ（point source array）がシミュレートされる。すなわち、ステップＳ５０３では、特定のφに対し、「ｔ」の大きさや「ｓ」の大きさを変えて点線源アレイをシミュレートする。ステップＳ１００３は、上記の定義ステップに対応する。また、放出点のアレイは、上記と同様に、ガンマ線が放出される点のアレイに対応する。アレイの向きは、図６に示すようにφと共に変化する。
【００３８】
図１０に示すステップＳ１００４では、ＴＯＦ検出器のタイミング分解能を用いてＬＯＲｉｊのＲＯＩおよび点線源アレイが、ＬＯＲｉｊの向きに沿って別々のグループ（サブグループ）に分割される。ステップＳ１００４では、飛行時間情報として定義されているように、ＬＯＲｉｊのＲＯＩ内の点線源がサブグループに分割される。図１１は、ＴＯＦ−ＰＥＴイメージング装置における点アレイを示す図である。図１１は、ＬＯＲｉｊのＲＯＩに対応する点線源アレイ内の点のサブグループの例を示す。これらのサブグループは、１１０１、１１０２、１１０３及び１１０４である。
【００３９】
そして、図１０に示すステップＳ１００４では、ＬＯＲｉｊのＲＯＩに対応する点線源アレイ内の点ごとの立体角が求められる。そして、ステップＳ１００４では、ＬＯＲｉｊのＲＯＩ内の点線源のサブグループそれぞれに対して立体角が求められ、サブグループごとの平均立体角が計算される。そして、Ｓ１００４では、同一、又は、略同じφについて全てのＬＯＲｉｊに対して平均立体角を、点線源のサブグループごとに計算する。すなわち、ステップＳ１００４は、上記の第２決定ステップ（特定のＬＯＲにおけるアレイ内の点それぞれの立体角の決定）と、同時計数線に対応する放出点のアレイを、複数の放出点からなるサブグループに分割する分割ステップと、サブグループごとに、サブグループ内の点それぞれで決定された立体角を平均して、平均立体角を生成する生成ステップとを含む。なお、分割ステップとしてのステップＳ１００４では、飛行時間型ＰＥＴ装置のタイミング分解能に基づき同時計数線に対応する放出点のアレイが複数の放出点からなるサブグループに分割される。すなわち、分割ステップでは、検出器結晶ｉと検出器結晶ｊとにより形成可能なＬＯＲの中で同じ傾きとなる全てのＬＯＲについて、各ＬＯＲ上で放出点の位置が推定可能な範囲が、飛行時間差の検出精度に応じて、複数のサブグループとして分割される。立体角が計算される点は、図１１の白抜き丸の点である。ステップＳ１００４では、サブグループのそれぞれにおける立体角が平均され、複数のｎｓが算出される。すなわち、ステップＳ１００４では、サブグループごとに１つのｎｓ値が算出される。
【００４０】
図１０に示すステップ１００５では、ｎｓを得ることを目的として、ＤＯＩの影響の計算のためＬＯＲｉｊを貫通するようにＬＯＲの傾斜角θを持つ１つの平行光線が用いられる。ステップ１００５では、ＬＯＲｉｊを貫通するように、ＬＯＲの傾斜角θと共に平行光線を用いＤＯＩの影響を計算しｎｄを求める。ステップＳ１００５は、上記の第３決定ステップに対応する。
【００４１】
図１０に示すステップ１００６で、ｎｓとｎｄを掛け合わせると、ＬＯＲｉｊ内の対応するサブグループ用の幾何学的補正係数ｎｇが得られる。ステップ１００６は、複数の放出点からなるサブグループごとに、平均立体角の逆数に位置係数を掛けることにより、同時計数線に対する幾何学的補正係数を算出する算出ステップに対応する。定義ステップ、第２決定ステップ、生成ステップ、分割ステップ、第３決定ステップ及び算出ステップは、ステップＳ１００２で説明したように、複数の同時計数線それぞれについて繰り返される。そして、飛行時間型ＰＥＴ（ＴＯＦ−ＰＥＴ）装置における正規化処理では、ＴＯＦ−ＰＥＴ装置を用いた物体のスキャンから取得したデータに、幾何学的補正係数を適用することにより、データが正規化される。ここで、正規化処理では、データに含まれる対消滅事象ごとに、当該対消滅事象のタイミング及び当該消滅事象の同時計数線に基づき対応する幾何学的補正係数が選択される。すなわち、正規化処理では、対消滅事象が属するサブグループを特定するために、当該対消滅事象のタイミングが用いられる。まず、計数データの補正のために、１つの事象の放出点位置が、事象のＴＯＦ情報「Δｔ」を用いて算出される。次に、この位置を用いて、サブグループ１１０１、１１０２、１１０３及び１１０４のいずれかから、このＴＯＦ事象のための１つのｎｓが取り出される。
【００４２】
２つのルックアップテーブルが、上述の非ＴＯＦ−ＰＥＴ及びＴＯＦ−ＰＥＴの実施形態の両方で用いられる。すなわち、同時計数線ごとに、放出点のアレイの個々の点ごとの立体角を含むテーブルが生成される。換言すると、全てのφについて、点線源アレイの個々の点ごとに各ＬＯＲｉｊの立体角が第１のルックアップテーブル（Ｔａｂ−Ｉ）に記憶される。その結果、Ｔａｂ−Ｉにおいて、１つのＬＯＲｉｊが、「ｔ」の大きさと共に変化する複数の立体角を有する。更に、ＬＯＲｉｊごとのｎｄは、第２のテーブル（Ｔａｂ−ＩＩ）に保存される。ｎｄは、点線源アレイに依存しない。非ＴＯＦ−ＰＥＴでは、１つのＬＯＲｉｊ（座標（ｓ，φ，ｚ、θ）を有する）をＴａｂ−Ｉと共に用いて、このＬＯＲｉｊに対応する立体角として、全ての可能性のある立体角が得られ、平均されその逆数をとってｎｓが求められる。また同様に、ＬＯＲｉｊをＴａｂ−ＩＩと共に用いてｎｄが求められる。ｎｓとｎｄが掛け合わされ非ＴＯＦ幾何学的正規化のためのｎｇが求められる。
【００４３】
一方、ＴＯＦ−ＰＥＴでは、ＬＯＲｉｊで検出した１つの対消滅事象は、座標（ｓ，φ，ｚ、θ）に加えＴＯＦ情報（Δｔ）を含む。そして、全ての「ｔ」の大きさに渡ってＬＯＲｉｊに対応する全ての立体角がＴａｂ−Ｉから得られる。Δｔは、放出点ｔの位置を計算するために用いられ、これによってサブグループ（図１１に示す）のどれがこの対消滅事象に対応するかが判定される。サブグループが判定されると、サブグループに含まれる立体角が平均され、その逆数をとってｎｓが求められる。ＬＯＲｉｊのｎｄが非ＴＯＦ−ＰＥＴと同じ方法でＴａｂ−ＩＩから得られる。そして、ｎｓとｎｄが掛け合わされＴＯＦ−ＰＥＴ幾何学的正規化のためのｎｇが得られる。非ＴＯＦ−ＰＥＴ及びＴＯＦ−ＰＥＴそれぞれで、両方のルックアップテーブルや、幾何学的補正係数を同時計数線と関連付けたデータがＰＥＴ装置のメモリ内に記憶され、または非一時的コンピュータ可読記憶媒体（ハードディスク、不揮発性メモリ、揮発性メモリ、ＣＤ−ＲＯＭ、ＤＶＤ、等）に記憶される。
【００４４】
（ハードウェア）
図１２に、本実施形態の技術的進歩と共に用いることができる例示的ハードウェア構成を示す。図１２は、ガンマ線検出システムの例を示す図である。図１２では、光電子倍増管（Photomultiplier Tube：ＰＭＴ）１３５及び光電子増倍管１４０がライトガイド１３０の上に配置され、シンチレーション結晶からなるアレイ１０５がライトガイドの１３０の下に配置されている。第２のシンチレーション結晶からなるアレイ１２５が、シンチレーション結晶１０５に対向して、ライトガイド１１５と光電子倍増管１９５、１１０に重ねて配置される。
【００４５】
図１２では、ガンマ線が被検体（図示せず）から放出されると、ガンマ線は互いに約１８０度の反対方向に進む。ガンマ線は、シンチレーション結晶１００及び１２０で略同時に検出される。そして、既定制限時間内にシンチレーション結晶１００及び１２０でガンマ線が検出されると、シンチレーション事象が特定される。こうして、ガンマ線タイミング検出システムは、一対のガンマ線を、シンチレーション結晶１００及び１２０で略同時に検出する。しかし簡略化のために、シンチレーション結晶１００でのガンマ検出のみをここで説明する。当業者には自明であるが、シンチレーション結晶１００についての説明は、シンチレーション結晶１２０でのガンマ線検出にも同様に適用できる。
【００４６】
各光電子増倍管１１０、１３５、１４０、１９５はそれぞれ、データ取得装置１５０に接続されている。データ取得装置１５０は、光電子倍増管からの信号を処理するように構成されたハードウェアを含む。データ取得装置１５０は、ガンマ線の到達時間を測定する。データ所得装置１５０は、システムクロック（図示せず）に対する識別パルスの時間を符号化する２つの出力（１つはＰＭＴ１３５／１４０の組み合わせ用であり、１つはＰＭＴ１１０／１９５の組み合わせ用である）を生成する。飛行時間型ＰＥＴシステムでは、データ取得装置１５０が、典型的に１５〜２０ピコ秒の精度でタイムスタンプを生成する。データ取得装置１５０は、各ＰＭＴの信号（データ取得装置１５０への４つの信号）の大きさを測定する。
【００４７】
データ取得装置１５０の出力は、処理のためにＣＰＵ１７０に送られる。その処理は、データ取得装置１５０の出力からエネルギー、位置及び対消滅事象ごとに出力されたタイムスタンプから到達時間をそれぞれ推定する処理からなり、エネルギー、位置及び時間の推定値の精度を改善するために、事前の校正に基づき、多くの補正ステップの適用を含んでもよい。当業者には自明であるが、ＣＰＵ１７０は、特定用途向け集積回路（Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ Ｓｐｅｃｉｆｉｃ Ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ Ｃｉｒｃｕｉｔ：ＡＳＩＣ）、フィールドプログラマブルゲートアレイ（Ｆｉｅｌｄ−Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｇａｔｅ Ａｒｒａｙ：ＦＰＧＡ）、又は、複合プログラマブル論理回路（Ｃｏｍｐｌｅｘ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｌｏｇｉｃ Ｄｅｖｉｃｅ：ＣＰＬＤ）等の個別論理ゲートとして実装することができる。ＦＰＧＡまたはＣＰＬＤの実装は、ＶＨＤＬ（VHSIC Hardware Description Language）、Ｖｅｒｉｌｏｇ、又は、その他のハードウェア記述言語でコード化してもよく、またそのコードを直接ＦＰＧＡ又はＣＰＬＤ内の電子メモリの中に、または別の電子メモリとして、格納してもよい。さらに電子メモリは、ＲＯＭ、ＥＰＲＯＭ（ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌｌｙ ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ ｒｅａｄ ｏｎｌｙ ｍｅｍｏｒｙ）、ＥＥＰＲＯＭ（ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌｌｙ ｅｒａｓａｂｌｅ ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ ｒｅａｄ ｏｎｌｙ ｍｅｍｏｒｙ）、フラッシュメモリ等の不揮発性のものでもよい。また、電子メモリは、スタティックまたはダイナミックＲＡＭなどの揮発性のものでもよい。また、ＦＰＧＡまたはＣＰＬＤと電子メモリの間の対話のみならず電子メモリを管理するためにマイクロコントローラやマイクロプロセッサ等の処理装置を備えてもよい。
【００４８】
或いは、ＣＰＵ１７０は、上記の電子メモリとハードディスク、ＣＤ、ＤＶＤ、フラッシュドライブ等の既知の記憶媒体の両方または一方のいずれかに格納されている一連のコンピュータ可読命令として実装してもよい。さらに、コンピュータ可読命令は、ユーティリティアプリケーション、バックグラウンドデーモン、またはオペレーティングシステムの構成要素、あるいはこれらの組み合わせとして提供され、米国Ｉｎｔｅｌ社製のＸｅｏｎプロセッサ（登録商標）、又は、米国ＡＭＤ社製のＯｐｔｅｒｏｎプロセッサ（登録商標）等の処理装置、およびＭｉｃｒｏｓｏｆｔ ＶＩＳＴＡ（登録商標）、ＵＮＩＸ（登録商標）、Ｓｏｌａｒｉｓ（登録商標）、ＬＩＮＵＸ（登録商標）、及びＡｐｐｌｅ ＭＡＣ−ＯＳ（登録商標）等の当業者に知られているオペレーティングシステムと連動して実行される。
【００４９】
一旦ＣＰＵ１７０で処理されると、処理された信号は電子記憶装置１８０への記憶と、ディスプレイ１４５への表示の両方または一方が行われる。当業者には自明であるが、電子記憶装置１８０は、ハードディスクドライブ、ＣＤ−ＲＯＭドライブ、ＤＶＤドライブ、フラッシュドライブ、ＲＡＭ、ＲＯＭ等の当技術分野で知られている電子記憶装置でもよい。ディスプレイ１４５は、液晶ディスプレイ（ｌｉｑｕｉｄ ｃｒｙｓｔａｌ ｄｉｓｐｌａｙ：ＬＣＤ）、ブラウン管ディスプレイ（ｃａｔｈｏｄ ｒａｙ ｔｕｂｅ：ＣＲＴ）、プラズマディスプレイ、有機発光ダイオード（ｏｒｇａｎｉｃ ｌｉｇｈｔ ｅｍｉｔｔｉｎｇ ｄｉｏｄｅ：ＯＬＥＤ）、発光ダイオード（ＬＥＤ）等の当技術分野で知られているディスプレイとして実装してもよい。このように、ここで説明した電子記憶装置１８０およびディスプレイ１４５の記載は例示にすぎず、決して本実施形態の進歩の範囲を制限するものではない。
【００５０】
また、図１２は、ガンマ線検出システムを他の外部装置とユーザーの両方または一方と接続するインタフェース１７５を含む。例えば、インタフェース１７５は、ユニバーサルシリアルバス（Ｕｎｉｖｅｒｓａｌ Ｓｅｒｉａｌ Ｂｕｓ：ＵＳＢ）インタフェース、パーソナルコンピュータメモリカード国際協会（Ｐｅｒｓｏｎａｌ Ｃｏｍｐｕｔｅｒ Ｍｅｍｏｒｙ Ｃａｒｄ Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ Ａｓｓｏｃｉａｔｉｏｎ：ＰＣＭＣＩＡ）インタフェース、イーサネット（登録商標）インタフェース等の当技術分野で知られているインタフェースであってよい。また、インタフェース１７５は、有線または無線であってもよく、キーボードとマウスの両方または一方、等のユーザーと対話するためのヒューマンインタフェースを含んでよい。
【００５１】
以上、説明したとおり本実施形態によれば、最適な画像を得ることができる。
【００５２】
本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。
【符号の説明】
【００５３】
１００、１２０ シンチレーション結晶
１０５、１２５ シンチレーション結晶からなるアレイ
１１０、１３５、１４０、１９５ 光電子増倍管
１４５ ディスプレイ
１５０ データ取得装置
１７０ ＣＰＵ
１７５ インタフェース
１８０ 電子記憶装置
【技術分野】
【０００１】
本発明の実施形態は、核医学イメージング方法、核医学イメージング装置及び記憶媒体に関する。
【背景技術】
【０００２】
ポジトロン放射断層撮影（Positron Emission Tomography：ＰＥＴ）は、核医学の１部門であり、ポジトロン放出型の放射性医薬品が被検体の体内に導入される。放射性医薬品が崩壊する際に、ポジトロンが生成される。具体的には、複数のポジトロンのそれぞれが電子と反応することにより、ポジトロンの対消滅事象（Positron annihilation）として知られている現象において、同時計数線に沿って略反対方向に移動する同時発生対のガンマ光子が生成される。同時計数時間内に検出されるガンマ光子の対は、通常、対消滅事象としてＰＥＴスキャナによって記録される。飛行時間（Time Of Flight：ＴＯＦ）イメージングにおいて、同時発生対の各ガンマ光子が検出される同時計数インターバル内の時間も測定される。飛行時間情報は、検出された事象の、同時計数線における位置を示す。スキャン対象の被検体または被検物の画像を再構成または生成するために、複数の対消滅事象のデータが使用される。
【０００３】
図１は、ＰＥＴイメージング装置の幾何学的配置の一例を示す図である。図１では、ＰＥＴイメージング装置が有する３次元検出器（3D detector）において、放出されたポジトロンと、計測された同時計数線（Line Of Response：ＬＯＲ）との横断座標（transaxial coordinate）及び軸座標（axial coordinate）を示す。横断座標は、例えば、スキャナの軸方向や被検体の体軸方向に垂直な断面内で設定される座標であり、軸座標は、例えば、スキャナの軸方向や被検体の体軸方向に沿った断面内で設定される座標である。座標（ｘｅ，ｙｅ，ｚｅ）又は（ｓｅ，ｔｅ，ｚｅ）は、放出されたポジトロン「ｅ」の画像座標を示す。また、座標（ｘａ，ｙａ，ｚａ）は、ＬＯＲとして測定された一方のガンマ線を検出した検出器結晶「ａ」の位置を示し、また、座標（ｘｂ，ｙｂ，ｚｂ）は、ＬＯＲとして測定された他方のガンマ線を検出した検出器結晶「ｂ」の位置を示す。測定されたＬＯＲの投影座標は、非ＴＯＦでは、「（ｓ，φ，ｚ、θ）、ここでｚ＝（ｚａ＋ｚｂ）／２」で表すことができる。「φ」は、横断座標における線分ａｂの傾きに対応し、「θ」は、軸座標における線分ａｂの傾きに対応する。或いは、測定されたＬＯＲの投影座標は、ＴＯＦ−ＬＯＲ用のさらなる次元「ｔ」を含んでもよい。「ｔ」は、時間に対応する値であり、例えば、「ｔａ」は、同時計数時間内に「ａ」がガンマ光子を検出した時間に対応し、「ｔｂ」は、同時計数時間内に「ｂ」がガンマ光子を検出した時間に対応し、「ｔｅ」は、同時計数時間内に「ａ」がガンマ光子を検出した時間と「ｂ」がガンマ光子を検出した時間との時間差に対応する。「ｔ」の情報を用いることで、測定されたＬＯＲの投影座標の「ｚ」を、特定することができる。これらのタイプ（非ＴＯＦ、ＴＯＦ）のＰＥＴイメージング装置において、個々の結晶の検出器効率にばらつきがあることに加え、スキャナ全体の検出効率は、幾何学的要因によって決まり、ひいては、領域で形成された立体角、検出器結晶から放出点までの距離及びＬＯＲの結晶への入射角度に依存する。
【０００４】
立体角は、物体が「ある点」に対して形成する３次元空間における２次元の角度である。数学的に、面Ｓを底面として形成される立体角Ωは、以下の式（１）で表される。
【０００５】
【数１】
【０００６】
ここで、式（１）の「ｎハット（hat）」は、「ある点」からの単位ベクトルであり、式（１）の「ｄａ」は、面部分の微分面積であり、式（１）の「ｒ」は、原点から面部分までの距離である。立体角は、「ある点」から観測した際の物体の見かけの大きさを示す尺度である。物体の立体角は、物体によって限定された単位球面（角頂を中心とする）の扇形の面積に等しい。この定義は、１次元及び２次元を含む任意の次元で適用できる。図２Ａは、２次元立体角の概念を示す図である。図２Ａは、ＰＥＴの同時発生事象の検出において用いられる立体角の概念を示す。単位円内に示される立体角は、点「ｐ」から計測した結晶対（ｉ，ｊ）の立体角、又は、ＬＯＲｉｊの立体角を表している。すなわち、図１に示されるＰＥＴスキャナにおいて、ＬＯＲの立体角は、（ｓｅ，ｔｅ，ｚｅ）で表される放出点の位置に依存する。（ｓｅ，ｔｅ）座標は、横断面（図１の左図）における放出点の位置を示し、ｚｅ座標は、スキャナの軸方向における同じ位置を示している。ＬＯＲの立体角は、横断面の視野の端に向かって、すなわち「｜ｓ｜（ｓの絶対値）」が大きいほど、大きくなる。
【０００７】
放出位置からの２つのガンマ線それぞれがＬＯＲ上の２つの結晶に当たると、２つのガンマ線の入射角によりＬＯＲの入射角が決まる。図２Ｂは、ガンマ線の入射角を示す図である。放出ポジトロンから放出されたガンマ線の各入射角は、図２Ｂに示すように、極角（polar angle）である「α」と方位角（azimuthal angle）である「β」とによって説明することができる。「α」及び「β」のどちらの角度も、ガンマ線の飛行方向とガンマ線が入射する結晶表面の法線との関係に依存する。角度「α」又は「β」が大きくなるにつれて、ガンマ線の入射角度も大きくなる。ガンマ線の入射角度により、結晶へのガンマ線の透過量、すなわち、相互作用の深さ方向の位置（Depth-Of-Interaction：ＤＯＩ）が決まる。結果として、「｜ｓ｜」が大きいほど、又は「θ」が大きいほど、ＬＯＲの１つの結晶の法線は、角度「α」又は「β」が大きくなるように変化し、そのためＤＯＩの影響が変化する。この状況は、ＬＯＲがより傾斜していることにより特徴付けられる。
【０００８】
加えて、幾何学的要素は、更に、検出器ブロックにおけるＬＯＲの結晶位置による影響を受ける。ＬＯＲの結晶が検出器ブロックの端に近いほど、検出器ブロックの１つの側面が、検出器ブロックの前面（front face）のＬＯＲの結晶よりも大きな影響を立体角および入射角に与える。
【０００９】
計測された生データを補正するために用いられる幾何学的補正係数は、高計数の平面又は回転する線のデータを取得することによって決めてもよい。最初に、計数の生データは、線源の幾何学的配列、減衰及び個々の結晶効率の違いに対して補正される。次に、図１に例示する「ｓ」に沿った半径方向のプロファイルが、断面ごとに、リング差（ｚｂ−ｚａ）の関数として生成される。そして、これらの半径方向のプロファイルは、その逆数をとって、そのまま幾何学的補正係数として適用される。
【００１０】
図３は、非ＴＯＦ−ＰＥＴイメージング装置における平面状の光子放出線源及び回転する線状の光子放出線源を示す図である。従来の測定方法では、補正係数を測定するために、図３の左図に示すように、平面状の線源を中央に置いたり、又は、図３の右図に示すように、透過スキャン用の線状線源を回転させたりしている。補正係数用のデータが、全ての検出器対を平面状の線源に曝露させることにより、収集される。そして、補正係数が、ある特定のＬＯＲについての計数値に対する、全てのＬＯＲについて測定した平均同時計数値の割合に基づき、計算される。しかしながら、平面状の線源や回転させる透過スキャン用の線状線源のいずれかを用いる測定方法には、いくらかの制限がある。図４は、ＴＯＦ−ＰＥＴイメージング装置における複数の平面状の光子放出線源及び複数の回転する線状の光子放出線源を示す図である。第１に、ＴＯＦ−ＰＥＴスキャナの正規化のために、様々な放出位置を捕捉するための測定技術を用いた場合、図４の左図に示すように、平面状の線源は、複数の水平位置に置く必要がある。或いは、ＴＯＦ−ＰＥＴスキャナの正規化のためには、図４の右図に示すように、線状線源を様々な半径で回転させる必要がある。複数の取得スキャンを用いると、複雑な正規化スキャン手順、複数の線状又は複数の平面状の線源の配置、複数のデータ取得、はるかに長いスキャン時間等、ＴＯＦ−ＰＥＴスキャナの正規化にとって重大なデメリットがいくつか生じる。第２に、高計数の正規化スキャンは一般的にノイズを低減させるために実行されるが、未だに最終的な画像にはマイナスの効果が予測される。正規化データにおけるノイズ分布は均一ではない、すなわち、大きなリング差（ｚｂ−ｚａ）を有するＬＯＲには、より高いノイズがある。また、補正係数を生成する前に、検出器に用いられている結晶の効率等、他の補正が必要となる。これらの補正によりさらなるノイズが増える可能性がある。さらに、現行のＰＥＴ再構成では、ポワソンモデルの有効性を保つためには、補正係数をシステム応答に含めることが理論的には好ましい。統計的ノイズを伴うそれ従来の方法ではどれも、ポワソンモデルから逸脱した再構成を行うことになる。このため、結果として得られるＰＥＴ画像は、理論的観点からすると最適ではないかもしれない。
【先行技術文献】
【非特許文献】
【００１１】
【非特許文献１】R.D. BADAWI, et al. “DEVELOPMENTS IN COMPONENT-BASED NORMALIZATION FOR 3D PET”, Phys. Med. Biol. 44(1999) 571-594, Printed in the UK.
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１２】
本発明が解決しようとする課題は、最適な画像を得ることができる核医学イメージング方法、核医学イメージング装置及び記憶媒体を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【００１３】
実施形態の核医学イメージング方法は、第１決定ステップと、定義ステップと、第２決定ステップと、生成ステップと、第３決定ステップと、算出ステップとを含む。第１決定ステップでは、核医学イメージング装置が有する検出器の１対の検出器結晶それぞれの位置により定まる同時計数線を決定する。定義ステップでは、前記第１決定ステップにより決定された前記同時計数線に対応する放出点のアレイを定義する。第２決定ステップでは、前記同時計数線に対応する前記放出点のアレイ内の点ごとに、前記同時計数線を定める前記１対の検出器結晶の表面を底面として形成される立体角を決定する。生成ステップでは、前記第２決定ステップにより決定された立体角を平均して平均立体角を生成する。第３決定ステップでは、前記核医学イメージング装置の前記１対の検出器結晶の中へのガンマ線の透過に依存する相互作用の深さ方向の位置に関する位置係数を決定する。算出ステップでは、前記平均立体角の逆数に前記第３決定ステップにより決定された前記位置係数を掛けることにより、前記決定ステップにより決定された前記同時計数線に対する幾何学的補正係数を算出する。
【図面の簡単な説明】
【００１４】
【図１】図１は、ＰＥＴイメージング装置の幾何学的配置の一例を示す図である。
【図２Ａ】図２Ａは、２次元立体角の概念を示す図である。
【図２Ｂ】図２Ｂは、ガンマ線の入射角を示す図である。
【図３】図３は、非ＴＯＦ−ＰＥＴイメージング装置における平面状の光子放出線源及び回転する線状の光子放出線源を示す図である。
【図４】図４は、ＴＯＦ−ＰＥＴイメージング装置における複数の平面状の光子放出線源及び複数の回転する線状の光子放出線源を示す図である。
【図５】図５は、非ＴＯＦ−ＰＥＴ用の幾何学的補正係数を計算する方法を示す図である。
【図６】図６は、核医学イメージング装置における点アレイを示す図である。
【図７Ａ】図７Ａは、核医学イメージング装置に関して立体角を計算する概念を示す図（１）である。
【図７Ｂ】図７Ｂは、核医学イメージング装置に関して立体角を計算する概念を示す図（２）である。
【図７Ｃ】図７Ｃは、核医学イメージング装置に関して立体角を計算する概念を示す図（２）である。
【図８】図８は、相互作用の深さ方向の位置係数の計算を示す図（１）である。
【図９】図９は、相互作用の深さ方向の位置係数の計算を示す図（２）である。
【図１０】図１０は、ＴＯＦ−ＰＥＴ用の幾何学的補正係数を計算する例示的方法を示す図である。
【図１１】図１１は、ＴＯＦ−ＰＥＴイメージング装置における点アレイを示す図である。
【図１２】図１２は、ガンマ線検出システムの例を示す図である。
【発明を実施するための形態】
【００１５】
実施形態の一態様では、核医学イメージング方法は、（１）核医学イメージング装置であるＰＥＴイメージング装置が有する検出器の１対の検出器結晶それぞれの位置により定まるＬＯＲを決定する第１決定ステップと、（２）上記決定されたＬＯＲに対応する放出点のアレイを定義する定義ステップと、（３）上記ＬＯＲに対応する前記放出点のアレイ内の点ごとに、上記ＬＯＲを定める上記１対の検出器結晶の表面を底面として形成される立体角を決定する第２決定ステップと、（４）上記決定された立体角を平均して平均立体角を生成する生成ステップと、（５）上記イメージング装置の上記１対の検出器結晶の中へのガンマ線の透過に依存する「相互作用の深さ方向の位置に関する位置係数」であるＤＯＩ係数を決定する第３決定ステップと、（６）上記平均立体角の逆数に上記決定されたＤＯＩ係数を掛けることにより上記決定されたＬＯＲに対する幾何学的補正係数（geometric corrective factor）を算出する算出ステップとを含む。別の実施形態の一態様では、非一時的コンピュータ可読記憶媒体は命令で符号化され、コンピュータによって実行されると、コンピュータに上記方法を実行させる。別の実施形態の一態様では、核医学イメージング装置は、コンピュータで実行可能な命令を格納するように構成されたメモリと、上記方法を実行するために上記コンピュータで実行可能な命令を実行するように構成されたコンピュータを含む。
【００１６】
以下、添付図面を参照して、核医学イメージング方法の実施形態を詳細に説明する。
【００１７】
（非ＴＯＦ−ＰＥＴデータの補正）
再構成プロセスにより画像データを生成する前に、非ＴＯＦ−ＰＥＴ検出器によって生成された生データを、一連の幾何学的補正係数を用いて補正する必要がある。検出器と光電子増倍管の数が非常に多いこと、光電子倍増管のゲインのばらつき、検出器の物理的なばらつき、および検出器結晶の検出効率のばらつきにより、生データには、非均一性が生じる。こうした不規則性を補正するために、幾何学的補正係数が、ガンマ線に由来する光子を計数した生データに適用される。
【００１８】
放出点に対する立体角が大きいほど、その検出の感度は良くなる。より均一な生データを形成するために、高い感度のＬＯＲとなるＬＯＲに起因する計数は減らすことができ、低い感度のＬＯＲとなるＬＯＲに起因する計数は増やすことができる。
【００１９】
本実施形態の技術的進歩は、図１に示される「ｓ方向」及び「ｔ方向」に沿ったばらつきを補正する解析計算された幾何学的補正係数を提供することである。この方法は、測定ではなく、解析計算に基づく。幾何学的計数は、立体角と入射角に基づく。このため、この解析計算の例示的実施形態では、幾何学的補正係数「ｎｇ」は以下の式（２）に示すように、２つの副因子に分解される。なお、式（２）の「ｎｓ」は、同時発生事象の検出のための対をなす結晶の表面を底面として形成される立体角に反比例し、式（２）の「ｎｄ」は、ＤＯＩの影響を表している。
【００２０】
【数２】
【００２１】
「ｎｓ」と「ｎｄ」とは、互いに独立したものと見なされる。「ｎｓ」は、２つの検出器結晶「ｉ」と「ｊ」とで定まるＬＯＲｉｊ及び放出点の位置によって決まり、「ｎｄ」は、シンチレーション材料、検出器ブロックの幾何学的配置、検出器ブロック内の結晶の相対位置及びＬＯＲについての結晶表面に対する傾斜角θによって決まる。
【００２２】
図５は、非ＴＯＦ−ＰＥＴ用の幾何学的補正係数を計算する方法を示す図である。図５は、幾何学的補正係数「ｎｇ」を計算する例示的方法を示す。図５に示すステップＳ５０１では、各ＬＯＲｉｊが、図１に示す座標（ｓ，φ，ｚ、θ）で表される。以下に述べる図６も、ステップＳ５０１で表される全てのＬＯＲｉｊの中の１つのＬＯＲｉｊを示す。ステップＳ５０１は、核医学イメージング装置が有する検出器の１対の検出器結晶それぞれの位置により定まる同時計数線を決定する第１決定ステップに対応する。
【００２３】
図５に示すステップＳ５０２では、特定のφについて全てのＬＯＲｉｊが評価される。ステップＳ５０２では、各φでの評価がループで繰り返される。ステップＳ５０２では、繰り返し回数を減らして、計算の複雑さを低減するために「ｎｓ」と「ｎｄ」の「φの対称性」を利用できる。これにより、ブロック検出器内の全ての横断方向の数の結晶では、「ｎｓ」と「ｎｄ」とが同じになる。すなわち、ブロック検出器内の全ての横断方向の一対の結晶では、「ｎｓ」と「ｎｄ」とが同じになる。
【００２４】
図５に示すステップＳ５０３では、特定のφに対し、次元「ｔ」及び次元「ｓ」に沿って、点線源アレイ（point source array）がシミュレートされる。すなわち、ステップＳ５０３では、特定のφに対し、「ｔ」の大きさや「ｓ」の大きさを変えて点線源アレイをシミュレートする。ステップＳ５０３は、第１決定ステップにより決定された同時計数線に対応する放出点のアレイを定義する定義ステップに対応する。放出点のアレイは、ガンマ線が放出される点である点線源のアレイであり、あくまでも、仮想的に複数の点線源を配置したものである。この点線源アレイの例を図６に示す。図６は、核医学イメージング装置における点アレイを示す図である。図６において、黒い四角形６０１はＬＯＲｉｊを決める結晶である（ｉ及びｊは結晶対を定義する）。図６における破線は、ＬＯＲｉｊの関心領域（Region Of Interest：ＲＯＩ）が分かるように示している。黒丸と白抜き丸とは、放出点、つまり、消滅位置を表す。白抜き丸は、ＬＯＲｉｊのＲＯＩ内のアレイの点である。点アレイ（点線源アレイ）は、ｓ軸の下方にも伸びていてもよいし、又は、計算数を減らすために対称性を利用してもよい。なお、図６に示すように、アレイの向きはφと共に変化することに注意が必要である。
【００２５】
図５に示すステップS５０４では、ＬＯＲｉｊのＲＯＩ内の点線源ごとに、立体角が求められる。そして、図５に示すステップＳ５０４では、同一、又は、略同じφについて全てのＬＯＲｉｊに対して平均立体角を計算する。ステップＳ５０４は、同時計数線に対応する放出点のアレイ内の点ごとに、同時計数線を定める１対の検出器結晶の表面を底面として形成される立体角を決定する第２決定ステップに対応する。また、ステップＳ５０４は、第２決定ステップにより決定された立体角を平均して平均立体角を生成する生成ステップに対応する。立体角が計算される点は、図６に示す白抜き丸の点である。ｎｓは、非ＴＯＦ−ＰＥＴスキャナの実施形態におけるＬＯＲｉｊのＲＯＩ内の全ての白抜き丸の点の平均立体角の逆数である。応答が光電効果によって支配されるため、ＬＯＲｉｊのＲＯＩ内の全ての点についてｎｓが計算される。ＬＯＲｉｊのＲＯＩ内の点ごとに、点位置及びＬＯＲｉｊを決める２つの結晶の前面に基づいて、立体角の計算が行われる。結晶の１つが検出器の境界にある場合は、立体角の計算の間に境界効果が考慮される。すなわち、結晶が境界に位置すると、結晶の側面によって立体角を大きくすることがある。ＬＯＲｉｊのＲＯＩ内の全ての点に対する立体角の値は、まとめて平均され、この平均値の逆数がｎｓとして使用される。立体角の計算については、以下でより詳細に説明する。
【００２６】
図７Ａ、図７Ｂ及び図７Ｃは、核医学イメージング装置に関して立体角を計算する概念を示す図である。図７Ａは、真向かいの結晶対に対して、どのように立体角が求めることができるかを示す図である。図７Ａでは、結晶の前面がｙ方向と平行し、結晶の境界面がｘ方向と平行する真向かいの結晶対において、放出点「ｐ」から結晶前面までのｘ方向の距離「Ｄ」が、当該結晶のｙ方向の厚さ「Ｗ」より非常に大きい「Ｄ＞＞Ｗ」のとき、立体角δが略「Ｗ／Ｄ」として求められることを示している。図７Ｂは、傾斜した結晶対に対して、どのように立体角が求めることができるかを示す図である。図７Ｂでは、結晶の前面及び境界面がｙ方向及びｘ方向に対して傾斜した結晶対に対して、放出点「ｐ」から「結晶前面と境界面との交点を通り、ｘｙ平面と直交する断面」までの距離「Ｄ’」が、放出点「ｐ」から結晶が観察される観察範囲における当該断面のｙ方向の長さ「Ｗ’」より非常に大きい「Ｄ’＞＞Ｗ’」のとき、立体角δが略「Ｗ’／Ｄ’」として求められることを示している。Ｗ’とＤ’との解析計算は空間内の結晶対の境界及び向きを考慮する必要があり、複雑である。図７Ｃは、傾斜した結晶対に対する同時発生の立体角δは全ての線（実線＋破線）の数に対する実線の数の割合に略比例することを示している。
【００２７】
ガンマ光子は、検出器材料及び光子エネルギーによって統計的に決定される「ある距離」だけ検出器内を移動しなければならない。この限定された移動距離は「透過」として解釈され、この透過に関する感度が「ｎｄ」である。図８及び図９は、相互作用の深さ方向の位置係数の計算を示す図である。このため、図５に示すステップＳ５０５では、ＬＯＲｉｊを貫通するように、ＬＯＲの傾斜角θと共に平行光線を用いＤＯＩの影響を計算しｎｄを求める。ステップＳ５０５は、核医学イメージング装置の１対の検出器結晶の中へのガンマ線の透過に依存する「相互作用の深さ方向の位置に関する位置係数（ｎｄ）」を決定する第３決定ステップに対応する。ステップＳ５０５では、図８に示すように、傾斜角度が「ＬＯＲｉｊの傾斜角度であるθ」となる「かなり細い平行光線（すなわち、平行光線における隣接する線間距離が、例えば、１ｍｍ以下のレベル）」を用いて、平行光線の２つの結晶それぞれとの交点を計算するために、ＬＯＲｉｊを貫通するようにする。各交点は、単純な物理減衰モデルを用いて感度ｎｄに関連付けられる。結果的にｎｄの計算は、全ての線の検出器結晶との交点に基づいている。光線の線ごとに、対象のＬＯＲの結晶の交点間長さが計算されるだけでなく、他の結晶材料内の全ての移動距離も計算される。図９に示すように、２つの濃灰色の結晶が、ｎｄを計算するためのＬＯＲｉｊを定義する。図９に示す矢印は、２つの５１１ｋｅＶのガンマ光子を表している。光子が対象の結晶に到達する前に、光子は既に他の結晶内のいくらかの距離を通過している。そして、ｎｄは、「ｅ−μＬ１（１−ｅ−μＬ０）ｅ−μｌ１（１−ｅ−μｌ０）」として計算される。ここで、μは５１１ｋｅＶのガンマ光子を吸収するためにシンチレーション結晶毎に与えられる線形減衰係数を表している。なお、「Ｌ１」は、図９に示すように、光子が検出器に到達してから一方の対象の結晶に到達するまでの移動距離であり、「Ｌ０」は、光子が一方の対象の結晶内を移動する距離である。また、「ｌ１」は、図９に示すように、光子が検出器に到達してから他方の対象の結晶に到達するまでの移動距離であり、「ｌ０」は、光子が他方の対象の結晶内を移動する距離である。
【００２８】
図５に示すステップＳ５０６で、ｎｓとｎｄとを掛け合わせると、幾何学的補正係数ｎｇが得られる。ステップＳ５０６は、平均立体角の逆数に第３決定ステップにより決定された位置係数を掛けることにより、決定ステップにより決定された同時計数線に対する幾何学的補正係数を算出する算出ステップに対応する。定義ステップ、第２決定ステップ、生成ステップ、第３決定ステップ及び算出ステップは、ステップＳ５０２で説明したように、複数の同時計数線それぞれについて繰り返される。そして、実際の撮影において核医学イメージング装置（非飛行時間型ＰＥＴ装置）を用いた物体のスキャンから取得したデータ（生データ）に、幾何学的補正係数を適用することにより、データ（生データ）を正規化する。具体的には、生データを補正するため、幾何学的補正係数ｎｇは逆数をとって、ＬＯＲｉｊを定義する検出器結晶ｉおよび検出器結晶ｊによって検出される計数と掛け合わされる。本実施形態の技術的進歩によると、立体角が大きくなるほど、幾何学的補正係数ｎｇは小さくなり、ひいては、幾何学的補正係数ｎｇを生データに適用する際に計数の数が少なくなる。このため、本実施形態の技術的進歩により、過度に感度の高いＬＯＲの計数を減らし、低い感度のＬＯＲの計数を増やすことができる補正係数を計算する解析的方法が提供される。これにより、本実施形態では、非ＴＯＦ−ＰＥＴ装置を用いて、最適な画像を得ることができる。
【００２９】
上記の幾何学的補正係数は、２次元の非ＴＯＦ−ＰＥＴ装置に基づいている（ここでは、全てのＬＯＲが同一リングの検出器におけるものである）。しかしながら、上記の幾何学的補正係数は３次元に適用範囲を広げてもよい（異なるリングの組み合わせを用いた斜めのＬＯＲとしてもよい）。２次元とは単一リングのＰＥＴスキャナのことを指している。たとえ単一リング用であっても、検出器結晶および幾何学的配置は３次元である。
【００３０】
ＰＥＴ装置を設計する際に、幾何学的補正係数が決定される。このため、無制限的な実施形態では、幾何学的補正係数を１度だけ事前計算して、その後の正規化処理の間にコンピュータによってアクセスできる幾何学的補正係数を格納できる方法を含む。
【００３１】
上で説明した解析方法は、ポジトロン範囲や結晶内の散乱等、他の物理モデルと組み合わせてもよい。基本的に、本方法は点像分布関数（ｐｏｉｎｔ ｓｐｒｅａｄ ｆｕｎｃｔｉｏｎ：ＰＳＦ）の計算を実行するものである。このため、本方法を再構成におけるＰＳＦ計算に組み込むことができる。
【００３２】
（ＴＯＦ−ＰＥＴデータの補正）
本実施形態の技術的進歩は、ＴＯＦ−ＰＥＴデータにも適用できる。非ＴＯＦ−ＰＥＴスキャナにおいて、「ｔ」に対する立体角のばらつきは、従来、正規化手順の中で無視されている。すなわち、立体角は「ｔ」の大きさと共に変化しないと想定されている。しかしながら、放出点が「ｔ」の大きさと共に変化する時、放出点に対する立体角も変化することになる。特に、ＴＯＦ−ＰＥＴスキャナにとって、「ｔ」に対する立体角のばらつきは補正する必要があり、そうしなければ、結果として得られる画像は均一なものにならない。
【００３３】
ｎｄの計算は非ＴＯＦ−ＰＥＴの場合と同じである。ＴＯＦ−ＰＥＴでは、立体角ｎｓが非ＴＯＦ−ＰＥＴと異なる方法で計算される。
【００３４】
図１０は、ＴＯＦ−ＰＥＴ用の幾何学的補正係数（ｎｇ）を計算する例示的方法を示す図である。図１０の方法は、図５で示す方法に似ており、以下では、その違いのみ詳しく説明する。
【００３５】
図１０に示すステップＳ１００１では、各ＬＯＲｉｊが、図１に示す座標（ｓ，φ，ｚ、θ）で表される。ステップＳ１００１は、上記の第１決定ステップに対応する。
【００３６】
ステップ１００２で、特定のφについて全てのＬＯＲｉｊが評価される。計算の複雑さを低減するためにｎｓとｎｄのφ対称性を利用することができる。ステップＳ１００２では、繰り返し回数を減らして、計算の複雑さを低減するために「ｎｓ」と「ｎｄ」の「φの対称性」を利用できる。
【００３７】
図１０に示すステップＳ１００３では、特定のφに対し、次元「ｔ」（及び次元「ｓ」）に沿って、点線源アレイ（point source array）がシミュレートされる。すなわち、ステップＳ５０３では、特定のφに対し、「ｔ」の大きさや「ｓ」の大きさを変えて点線源アレイをシミュレートする。ステップＳ１００３は、上記の定義ステップに対応する。また、放出点のアレイは、上記と同様に、ガンマ線が放出される点のアレイに対応する。アレイの向きは、図６に示すようにφと共に変化する。
【００３８】
図１０に示すステップＳ１００４では、ＴＯＦ検出器のタイミング分解能を用いてＬＯＲｉｊのＲＯＩおよび点線源アレイが、ＬＯＲｉｊの向きに沿って別々のグループ（サブグループ）に分割される。ステップＳ１００４では、飛行時間情報として定義されているように、ＬＯＲｉｊのＲＯＩ内の点線源がサブグループに分割される。図１１は、ＴＯＦ−ＰＥＴイメージング装置における点アレイを示す図である。図１１は、ＬＯＲｉｊのＲＯＩに対応する点線源アレイ内の点のサブグループの例を示す。これらのサブグループは、１１０１、１１０２、１１０３及び１１０４である。
【００３９】
そして、図１０に示すステップＳ１００４では、ＬＯＲｉｊのＲＯＩに対応する点線源アレイ内の点ごとの立体角が求められる。そして、ステップＳ１００４では、ＬＯＲｉｊのＲＯＩ内の点線源のサブグループそれぞれに対して立体角が求められ、サブグループごとの平均立体角が計算される。そして、Ｓ１００４では、同一、又は、略同じφについて全てのＬＯＲｉｊに対して平均立体角を、点線源のサブグループごとに計算する。すなわち、ステップＳ１００４は、上記の第２決定ステップ（特定のＬＯＲにおけるアレイ内の点それぞれの立体角の決定）と、同時計数線に対応する放出点のアレイを、複数の放出点からなるサブグループに分割する分割ステップと、サブグループごとに、サブグループ内の点それぞれで決定された立体角を平均して、平均立体角を生成する生成ステップとを含む。なお、分割ステップとしてのステップＳ１００４では、飛行時間型ＰＥＴ装置のタイミング分解能に基づき同時計数線に対応する放出点のアレイが複数の放出点からなるサブグループに分割される。すなわち、分割ステップでは、検出器結晶ｉと検出器結晶ｊとにより形成可能なＬＯＲの中で同じ傾きとなる全てのＬＯＲについて、各ＬＯＲ上で放出点の位置が推定可能な範囲が、飛行時間差の検出精度に応じて、複数のサブグループとして分割される。立体角が計算される点は、図１１の白抜き丸の点である。ステップＳ１００４では、サブグループのそれぞれにおける立体角が平均され、複数のｎｓが算出される。すなわち、ステップＳ１００４では、サブグループごとに１つのｎｓ値が算出される。
【００４０】
図１０に示すステップ１００５では、ｎｓを得ることを目的として、ＤＯＩの影響の計算のためＬＯＲｉｊを貫通するようにＬＯＲの傾斜角θを持つ１つの平行光線が用いられる。ステップ１００５では、ＬＯＲｉｊを貫通するように、ＬＯＲの傾斜角θと共に平行光線を用いＤＯＩの影響を計算しｎｄを求める。ステップＳ１００５は、上記の第３決定ステップに対応する。
【００４１】
図１０に示すステップ１００６で、ｎｓとｎｄを掛け合わせると、ＬＯＲｉｊ内の対応するサブグループ用の幾何学的補正係数ｎｇが得られる。ステップ１００６は、複数の放出点からなるサブグループごとに、平均立体角の逆数に位置係数を掛けることにより、同時計数線に対する幾何学的補正係数を算出する算出ステップに対応する。定義ステップ、第２決定ステップ、生成ステップ、分割ステップ、第３決定ステップ及び算出ステップは、ステップＳ１００２で説明したように、複数の同時計数線それぞれについて繰り返される。そして、飛行時間型ＰＥＴ（ＴＯＦ−ＰＥＴ）装置における正規化処理では、ＴＯＦ−ＰＥＴ装置を用いた物体のスキャンから取得したデータに、幾何学的補正係数を適用することにより、データが正規化される。ここで、正規化処理では、データに含まれる対消滅事象ごとに、当該対消滅事象のタイミング及び当該消滅事象の同時計数線に基づき対応する幾何学的補正係数が選択される。すなわち、正規化処理では、対消滅事象が属するサブグループを特定するために、当該対消滅事象のタイミングが用いられる。まず、計数データの補正のために、１つの事象の放出点位置が、事象のＴＯＦ情報「Δｔ」を用いて算出される。次に、この位置を用いて、サブグループ１１０１、１１０２、１１０３及び１１０４のいずれかから、このＴＯＦ事象のための１つのｎｓが取り出される。
【００４２】
２つのルックアップテーブルが、上述の非ＴＯＦ−ＰＥＴ及びＴＯＦ−ＰＥＴの実施形態の両方で用いられる。すなわち、同時計数線ごとに、放出点のアレイの個々の点ごとの立体角を含むテーブルが生成される。換言すると、全てのφについて、点線源アレイの個々の点ごとに各ＬＯＲｉｊの立体角が第１のルックアップテーブル（Ｔａｂ−Ｉ）に記憶される。その結果、Ｔａｂ−Ｉにおいて、１つのＬＯＲｉｊが、「ｔ」の大きさと共に変化する複数の立体角を有する。更に、ＬＯＲｉｊごとのｎｄは、第２のテーブル（Ｔａｂ−ＩＩ）に保存される。ｎｄは、点線源アレイに依存しない。非ＴＯＦ−ＰＥＴでは、１つのＬＯＲｉｊ（座標（ｓ，φ，ｚ、θ）を有する）をＴａｂ−Ｉと共に用いて、このＬＯＲｉｊに対応する立体角として、全ての可能性のある立体角が得られ、平均されその逆数をとってｎｓが求められる。また同様に、ＬＯＲｉｊをＴａｂ−ＩＩと共に用いてｎｄが求められる。ｎｓとｎｄが掛け合わされ非ＴＯＦ幾何学的正規化のためのｎｇが求められる。
【００４３】
一方、ＴＯＦ−ＰＥＴでは、ＬＯＲｉｊで検出した１つの対消滅事象は、座標（ｓ，φ，ｚ、θ）に加えＴＯＦ情報（Δｔ）を含む。そして、全ての「ｔ」の大きさに渡ってＬＯＲｉｊに対応する全ての立体角がＴａｂ−Ｉから得られる。Δｔは、放出点ｔの位置を計算するために用いられ、これによってサブグループ（図１１に示す）のどれがこの対消滅事象に対応するかが判定される。サブグループが判定されると、サブグループに含まれる立体角が平均され、その逆数をとってｎｓが求められる。ＬＯＲｉｊのｎｄが非ＴＯＦ−ＰＥＴと同じ方法でＴａｂ−ＩＩから得られる。そして、ｎｓとｎｄが掛け合わされＴＯＦ−ＰＥＴ幾何学的正規化のためのｎｇが得られる。非ＴＯＦ−ＰＥＴ及びＴＯＦ−ＰＥＴそれぞれで、両方のルックアップテーブルや、幾何学的補正係数を同時計数線と関連付けたデータがＰＥＴ装置のメモリ内に記憶され、または非一時的コンピュータ可読記憶媒体（ハードディスク、不揮発性メモリ、揮発性メモリ、ＣＤ−ＲＯＭ、ＤＶＤ、等）に記憶される。
【００４４】
（ハードウェア）
図１２に、本実施形態の技術的進歩と共に用いることができる例示的ハードウェア構成を示す。図１２は、ガンマ線検出システムの例を示す図である。図１２では、光電子倍増管（Photomultiplier Tube：ＰＭＴ）１３５及び光電子増倍管１４０がライトガイド１３０の上に配置され、シンチレーション結晶からなるアレイ１０５がライトガイドの１３０の下に配置されている。第２のシンチレーション結晶からなるアレイ１２５が、シンチレーション結晶１０５に対向して、ライトガイド１１５と光電子倍増管１９５、１１０に重ねて配置される。
【００４５】
図１２では、ガンマ線が被検体（図示せず）から放出されると、ガンマ線は互いに約１８０度の反対方向に進む。ガンマ線は、シンチレーション結晶１００及び１２０で略同時に検出される。そして、既定制限時間内にシンチレーション結晶１００及び１２０でガンマ線が検出されると、シンチレーション事象が特定される。こうして、ガンマ線タイミング検出システムは、一対のガンマ線を、シンチレーション結晶１００及び１２０で略同時に検出する。しかし簡略化のために、シンチレーション結晶１００でのガンマ検出のみをここで説明する。当業者には自明であるが、シンチレーション結晶１００についての説明は、シンチレーション結晶１２０でのガンマ線検出にも同様に適用できる。
【００４６】
各光電子増倍管１１０、１３５、１４０、１９５はそれぞれ、データ取得装置１５０に接続されている。データ取得装置１５０は、光電子倍増管からの信号を処理するように構成されたハードウェアを含む。データ取得装置１５０は、ガンマ線の到達時間を測定する。データ所得装置１５０は、システムクロック（図示せず）に対する識別パルスの時間を符号化する２つの出力（１つはＰＭＴ１３５／１４０の組み合わせ用であり、１つはＰＭＴ１１０／１９５の組み合わせ用である）を生成する。飛行時間型ＰＥＴシステムでは、データ取得装置１５０が、典型的に１５〜２０ピコ秒の精度でタイムスタンプを生成する。データ取得装置１５０は、各ＰＭＴの信号（データ取得装置１５０への４つの信号）の大きさを測定する。
【００４７】
データ取得装置１５０の出力は、処理のためにＣＰＵ１７０に送られる。その処理は、データ取得装置１５０の出力からエネルギー、位置及び対消滅事象ごとに出力されたタイムスタンプから到達時間をそれぞれ推定する処理からなり、エネルギー、位置及び時間の推定値の精度を改善するために、事前の校正に基づき、多くの補正ステップの適用を含んでもよい。当業者には自明であるが、ＣＰＵ１７０は、特定用途向け集積回路（Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ Ｓｐｅｃｉｆｉｃ Ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ Ｃｉｒｃｕｉｔ：ＡＳＩＣ）、フィールドプログラマブルゲートアレイ（Ｆｉｅｌｄ−Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｇａｔｅ Ａｒｒａｙ：ＦＰＧＡ）、又は、複合プログラマブル論理回路（Ｃｏｍｐｌｅｘ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｌｏｇｉｃ Ｄｅｖｉｃｅ：ＣＰＬＤ）等の個別論理ゲートとして実装することができる。ＦＰＧＡまたはＣＰＬＤの実装は、ＶＨＤＬ（VHSIC Hardware Description Language）、Ｖｅｒｉｌｏｇ、又は、その他のハードウェア記述言語でコード化してもよく、またそのコードを直接ＦＰＧＡ又はＣＰＬＤ内の電子メモリの中に、または別の電子メモリとして、格納してもよい。さらに電子メモリは、ＲＯＭ、ＥＰＲＯＭ（ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌｌｙ ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ ｒｅａｄ ｏｎｌｙ ｍｅｍｏｒｙ）、ＥＥＰＲＯＭ（ｅｌｅｃｔｒｉｃａｌｌｙ ｅｒａｓａｂｌｅ ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ ｒｅａｄ ｏｎｌｙ ｍｅｍｏｒｙ）、フラッシュメモリ等の不揮発性のものでもよい。また、電子メモリは、スタティックまたはダイナミックＲＡＭなどの揮発性のものでもよい。また、ＦＰＧＡまたはＣＰＬＤと電子メモリの間の対話のみならず電子メモリを管理するためにマイクロコントローラやマイクロプロセッサ等の処理装置を備えてもよい。
【００４８】
或いは、ＣＰＵ１７０は、上記の電子メモリとハードディスク、ＣＤ、ＤＶＤ、フラッシュドライブ等の既知の記憶媒体の両方または一方のいずれかに格納されている一連のコンピュータ可読命令として実装してもよい。さらに、コンピュータ可読命令は、ユーティリティアプリケーション、バックグラウンドデーモン、またはオペレーティングシステムの構成要素、あるいはこれらの組み合わせとして提供され、米国Ｉｎｔｅｌ社製のＸｅｏｎプロセッサ（登録商標）、又は、米国ＡＭＤ社製のＯｐｔｅｒｏｎプロセッサ（登録商標）等の処理装置、およびＭｉｃｒｏｓｏｆｔ ＶＩＳＴＡ（登録商標）、ＵＮＩＸ（登録商標）、Ｓｏｌａｒｉｓ（登録商標）、ＬＩＮＵＸ（登録商標）、及びＡｐｐｌｅ ＭＡＣ−ＯＳ（登録商標）等の当業者に知られているオペレーティングシステムと連動して実行される。
【００４９】
一旦ＣＰＵ１７０で処理されると、処理された信号は電子記憶装置１８０への記憶と、ディスプレイ１４５への表示の両方または一方が行われる。当業者には自明であるが、電子記憶装置１８０は、ハードディスクドライブ、ＣＤ−ＲＯＭドライブ、ＤＶＤドライブ、フラッシュドライブ、ＲＡＭ、ＲＯＭ等の当技術分野で知られている電子記憶装置でもよい。ディスプレイ１４５は、液晶ディスプレイ（ｌｉｑｕｉｄ ｃｒｙｓｔａｌ ｄｉｓｐｌａｙ：ＬＣＤ）、ブラウン管ディスプレイ（ｃａｔｈｏｄ ｒａｙ ｔｕｂｅ：ＣＲＴ）、プラズマディスプレイ、有機発光ダイオード（ｏｒｇａｎｉｃ ｌｉｇｈｔ ｅｍｉｔｔｉｎｇ ｄｉｏｄｅ：ＯＬＥＤ）、発光ダイオード（ＬＥＤ）等の当技術分野で知られているディスプレイとして実装してもよい。このように、ここで説明した電子記憶装置１８０およびディスプレイ１４５の記載は例示にすぎず、決して本実施形態の進歩の範囲を制限するものではない。
【００５０】
また、図１２は、ガンマ線検出システムを他の外部装置とユーザーの両方または一方と接続するインタフェース１７５を含む。例えば、インタフェース１７５は、ユニバーサルシリアルバス（Ｕｎｉｖｅｒｓａｌ Ｓｅｒｉａｌ Ｂｕｓ：ＵＳＢ）インタフェース、パーソナルコンピュータメモリカード国際協会（Ｐｅｒｓｏｎａｌ Ｃｏｍｐｕｔｅｒ Ｍｅｍｏｒｙ Ｃａｒｄ Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ Ａｓｓｏｃｉａｔｉｏｎ：ＰＣＭＣＩＡ）インタフェース、イーサネット（登録商標）インタフェース等の当技術分野で知られているインタフェースであってよい。また、インタフェース１７５は、有線または無線であってもよく、キーボードとマウスの両方または一方、等のユーザーと対話するためのヒューマンインタフェースを含んでよい。
【００５１】
以上、説明したとおり本実施形態によれば、最適な画像を得ることができる。
【００５２】
本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。
【符号の説明】
【００５３】
１００、１２０ シンチレーション結晶
１０５、１２５ シンチレーション結晶からなるアレイ
１１０、１３５、１４０、１９５ 光電子増倍管
１４５ ディスプレイ
１５０ データ取得装置
１７０ ＣＰＵ
１７５ インタフェース
１８０ 電子記憶装置
【特許請求の範囲】
【請求項１】
核医学イメージング装置が有する検出器の１対の検出器結晶それぞれの位置により定まる同時計数線を決定する第１決定ステップと、
前記第１決定ステップにより決定された前記同時計数線に対応する放出点のアレイを定義する定義ステップと、
前記同時計数線に対応する前記放出点のアレイ内の点ごとに、前記同時計数線を定める前記１対の検出器結晶の表面を底面として形成される立体角を決定する第２決定ステップと、
前記第２決定ステップにより決定された立体角を平均して平均立体角を生成する生成ステップと、
前記核医学イメージング装置の前記１対の検出器結晶の中へのガンマ線の透過に依存する相互作用の深さ方向の位置に関する位置係数を決定する第３決定ステップと、
前記平均立体角の逆数に前記第３決定ステップにより決定された前記位置係数を掛けることにより、前記決定ステップにより決定された前記同時計数線に対する幾何学的補正係数を算出する算出ステップと、
を含むことを特徴とする核医学イメージング方法。
【請求項２】
前記定義ステップ、前記第２決定ステップ、前記生成ステップ、前記第３決定ステップ及び前記算出ステップを、複数の同時計数線それぞれについて繰り返すステップ、
を更に含む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方法。
【請求項３】
前記核医学イメージング装置を用いた物体のスキャンから取得したデータに、前記算出ステップにより算出された前記幾何学的補正係数を適用することにより、前記データを正規化する正規化ステップ、
を更に含む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方法。
【請求項４】
前記放出点のアレイは、ガンマ線が放出される点に対応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方法。
【請求項５】
前記核医学イメージング装置は、非飛行時間型ＰＥＴ装置であ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方法。
【請求項６】
核医学イメージング装置が有する検出器の１対の検出器結晶それぞれの位置により定まる同時計数線を決定する第１決定ステップと、
前記第１決定ステップにより決定された前記同時計数線に対応する放出点のアレイを定義する定義ステップと、
前記同時計数線に対応する前記放出点のアレイ内の点ごとに、前記同時計数線を定める前記１対の検出器結晶の表面を底面として形成される立体角を決定する第２決定ステップと、
前記同時計数線に対応する前記放出点のアレイを、複数の放出点からなるサブグループに分割する分割ステップと、
前記分割ステップにより分割された複数の放出点からなるサブグループごとに、サブグループ内の点それぞれで決定された立体角を平均して、平均立体角を生成する生成ステップと、
前記核医学イメージング装置の前記１対の検出器結晶の中へのガンマ線の透過に依存する相互作用の深さ方向の位置に関する位置係数を決定する第３決定ステップと、
前記複数の放出点からなるサブグループごとに、前記平均立体角の逆数に前記第３決定ステップにより決定された前記位置係数を掛けることにより、前記決定ステップにより決定された前記同時計数線に対する幾何学的補正係数を算出する算出ステップと、
を含むことを特徴とする核医学イメージング方法。
【請求項７】
前記定義ステップ、前記第２決定ステップ、前記分割ステップ、前記生成ステップ、前記第３決定ステップ及び前記算出ステップを、複数の同時計数線それぞれについて繰り返すステップ、
を更に含むことを特徴とする請求項６に記載の核医学イメージング方法。
【請求項８】
前記核医学イメージング装置を用いた物体のスキャンから取得したデータに、前記算出ステップにより算出された前記幾何学的補正係数を適用することにより、前記データを正規化する正規化ステップ、
を更に含むことを特徴とする請求項６に記載の核医学イメージング方法。
【請求項９】
前記正規化ステップは、前記データに含まれる対消滅事象ごとに、当該対消滅事象のタイミング及び当該消滅事象の同時計数線に基づき対応する幾何学的補正係数を選択するステップを含むことを特徴とする請求項８に記載の核医学イメージング方法。
【請求項１０】
前記対消滅事象が属するサブグループを特定するために、当該対消滅事象のタイミングを用いる特定ステップ、
を更に含むことを特徴とする請求項９に記載の核医学イメージング方法。
【請求項１１】
前記放出点のアレイは、ガンマ線が放出される点に対応することを特徴とする請求項６に記載の核医学イメージング方法。
【請求項１２】
前記核医学イメージング装置は、飛行時間型ＰＥＴ装置であることを特徴とする請求項６に記載の核医学イメージング方法。
【請求項１３】
前記分割ステップは、前記飛行時間型ＰＥＴ装置のタイミング分解能に基づき前記同時計数線に対応する前記放出点のアレイを複数の放出点からなるサブグループに分割することを特徴とする請求項１２に記載の核医学イメージング方法。
【請求項１４】
同時計数線ごとに、前記放出点のアレイの個々の点ごとの立体角を含むテーブルを生成するテーブル生成ステップ、
を更に含むことを特徴とする請求項７に記載の核医学イメージング方法。
【請求項１５】
１対の検出器結晶それぞれの位置により定まる同時計数線を決定し、
前記同時計数線に対応する放出点のアレイを定義し、
前記同時計数線に対応する前記放出点のアレイ内の点ごとに、前記同時計数線を定める前記１対の検出器結晶の表面を底面として形成される立体角を決定し、
前記決定された立体角を平均して平均立体角を生成し、
前記１対の検出器結晶の中へのガンマ線の透過に依存する相互作用の深さ方向の位置に関する位置係数を決定し、
前記平均立体角の逆数に前記位置係数を掛けることにより、前記決定された同時計数線に対する幾何学的補正係数を算出するために、
コンピュータが実行可能な命令を実行するように構成されたプロセッサを備えることを特徴とする核医学イメージング装置。
【請求項１６】
前記幾何学的補正係数を前記決定された同時計数線と関連付けて記憶するメモリ
を更に備える、請求項１５に記載の核医学イメージング装置。
【請求項１７】
１対の検出器結晶それぞれの位置により定まる同時計数線を決定し、
前記同時計数線に対応する放出点のアレイを定義し、
前記同時計数線に対応する前記放出点のアレイ内の点ごとに、前記同時計数線を定める前記１対の検出器結晶の表面を底面として形成される立体角を決定し、
前記同時計数線に対応する前記放出点のアレイを、複数の放出点からなるサブグループに分割し、
前記複数の放出点からなるサブグループごとに、サブグループ内の点それぞれで決定された立体角を平均して、平均立体角を生成し、
前記１対の検出器結晶の中へのガンマ線の透過に依存する相互作用の深さ方向の位置に関する位置係数を決定し、
前記複数の放出点からなるサブグループごとに、前記平均立体角の逆数に前記位置係数を掛けることにより、前記同時計数線に対する幾何学的補正係数を算出するために、
コンピュータが実行可能な命令を実行するように構成されたプロセッサを備えることを特徴とする核医学イメージング装置。
【請求項１８】
前記幾何学的補正係数を前記決定された同時計数線と関連付けて記憶するメモリ、
を更に備える、請求項１７に記載の核医学イメージング装置。
【請求項１９】
命令で符号化された非一時的コンピュータ可読記憶媒体であって、コンピュータによって実行されると、
核医学イメージング装置が有する検出器の１対の検出器結晶それぞれの位置により定まる同時計数線を決定する第１決定ステップと、
前記第１決定ステップにより決定された前記同時計数線に対応する放出点のアレイを定義する定義ステップと、
前記同時計数線に対応する前記放出点のアレイ内の点ごとに、前記同時計数線を定める前記１対の検出器結晶の表面を底面として形成される立体角を決定する第２決定ステップと、
前記第２決定ステップにより決定された立体角を平均して平均立体角を生成する生成ステップと、
前記核医学イメージング装置の前記１対の検出器結晶の中へのガンマ線の透過に依存する相互作用の深さ方向の位置に関する位置係数を決定する第３決定ステップと、
前記平均立体角の逆数に前記第３決定ステップにより決定された前記位置係数を掛けることにより、前記決定ステップにより決定された前記同時計数線に対する幾何学的補正係数を算出する算出ステップと、
を含む核医学イメージング方法を前記コンピュータに実行させることを特徴とする記憶媒体。
【請求項２０】
命令で符号化された非一時的コンピュータ可読記憶媒体であって、コンピュータによって実行されると、
核医学イメージング装置が有する検出器の１対の検出器結晶それぞれの位置により定まる同時計数線を決定する第１決定ステップと、
前記第１決定ステップにより決定された前記同時計数線に対応する放出点のアレイを定義する定義ステップと、
前記同時計数線に対応する前記放出点のアレイ内の点ごとに、前記同時計数線を定める前記１対の検出器結晶の表面を底面として形成される立体角を決定する第２決定ステップと、
前記同時計数線に対応する前記放出点のアレイを、複数の放出点からなるサブグループに分割する分割ステップと、
前記分割ステップにより分割された複数の放出点からなるサブグループごとに、サブグループ内の点それぞれで決定された立体角を平均して、平均立体角を生成する生成ステップと、
前記核医学イメージング装置の前記１対の検出器結晶の中へのガンマ線の透過に依存する相互作用の深さ方向の位置に関する位置係数を決定する第３決定ステップと、
前記複数の放出点からなるサブグループごとに、前記平均立体角の逆数に前記第３決定ステップにより決定された前記位置係数を掛けることにより、前記決定ステップにより決定された前記同時計数線に対する幾何学的補正係数を算出する算出ステップと、
を含む核医学イメージング方法を前記コンピュータに実行させることを特徴とする記憶媒体。
【請求項１】
核医学イメージング装置が有する検出器の１対の検出器結晶それぞれの位置により定まる同時計数線を決定する第１決定ステップと、
前記第１決定ステップにより決定された前記同時計数線に対応する放出点のアレイを定義する定義ステップと、
前記同時計数線に対応する前記放出点のアレイ内の点ごとに、前記同時計数線を定める前記１対の検出器結晶の表面を底面として形成される立体角を決定する第２決定ステップと、
前記第２決定ステップにより決定された立体角を平均して平均立体角を生成する生成ステップと、
前記核医学イメージング装置の前記１対の検出器結晶の中へのガンマ線の透過に依存する相互作用の深さ方向の位置に関する位置係数を決定する第３決定ステップと、
前記平均立体角の逆数に前記第３決定ステップにより決定された前記位置係数を掛けることにより、前記決定ステップにより決定された前記同時計数線に対する幾何学的補正係数を算出する算出ステップと、
を含むことを特徴とする核医学イメージング方法。
【請求項２】
前記定義ステップ、前記第２決定ステップ、前記生成ステップ、前記第３決定ステップ及び前記算出ステップを、複数の同時計数線それぞれについて繰り返すステップ、
を更に含む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方法。
【請求項３】
前記核医学イメージング装置を用いた物体のスキャンから取得したデータに、前記算出ステップにより算出された前記幾何学的補正係数を適用することにより、前記データを正規化する正規化ステップ、
を更に含む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方法。
【請求項４】
前記放出点のアレイは、ガンマ線が放出される点に対応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方法。
【請求項５】
前記核医学イメージング装置は、非飛行時間型ＰＥＴ装置であ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方法。
【請求項６】
核医学イメージング装置が有する検出器の１対の検出器結晶それぞれの位置により定まる同時計数線を決定する第１決定ステップと、
前記第１決定ステップにより決定された前記同時計数線に対応する放出点のアレイを定義する定義ステップと、
前記同時計数線に対応する前記放出点のアレイ内の点ごとに、前記同時計数線を定める前記１対の検出器結晶の表面を底面として形成される立体角を決定する第２決定ステップと、
前記同時計数線に対応する前記放出点のアレイを、複数の放出点からなるサブグループに分割する分割ステップと、
前記分割ステップにより分割された複数の放出点からなるサブグループごとに、サブグループ内の点それぞれで決定された立体角を平均して、平均立体角を生成する生成ステップと、
前記核医学イメージング装置の前記１対の検出器結晶の中へのガンマ線の透過に依存する相互作用の深さ方向の位置に関する位置係数を決定する第３決定ステップと、
前記複数の放出点からなるサブグループごとに、前記平均立体角の逆数に前記第３決定ステップにより決定された前記位置係数を掛けることにより、前記決定ステップにより決定された前記同時計数線に対する幾何学的補正係数を算出する算出ステップと、
を含むことを特徴とする核医学イメージング方法。
【請求項７】
前記定義ステップ、前記第２決定ステップ、前記分割ステップ、前記生成ステップ、前記第３決定ステップ及び前記算出ステップを、複数の同時計数線それぞれについて繰り返すステップ、
を更に含むことを特徴とする請求項６に記載の核医学イメージング方法。
【請求項８】
前記核医学イメージング装置を用いた物体のスキャンから取得したデータに、前記算出ステップにより算出された前記幾何学的補正係数を適用することにより、前記データを正規化する正規化ステップ、
を更に含むことを特徴とする請求項６に記載の核医学イメージング方法。
【請求項９】
前記正規化ステップは、前記データに含まれる対消滅事象ごとに、当該対消滅事象のタイミング及び当該消滅事象の同時計数線に基づき対応する幾何学的補正係数を選択するステップを含むことを特徴とする請求項８に記載の核医学イメージング方法。
【請求項１０】
前記対消滅事象が属するサブグループを特定するために、当該対消滅事象のタイミングを用いる特定ステップ、
を更に含むことを特徴とする請求項９に記載の核医学イメージング方法。
【請求項１１】
前記放出点のアレイは、ガンマ線が放出される点に対応することを特徴とする請求項６に記載の核医学イメージング方法。
【請求項１２】
前記核医学イメージング装置は、飛行時間型ＰＥＴ装置であることを特徴とする請求項６に記載の核医学イメージング方法。
【請求項１３】
前記分割ステップは、前記飛行時間型ＰＥＴ装置のタイミング分解能に基づき前記同時計数線に対応する前記放出点のアレイを複数の放出点からなるサブグループに分割することを特徴とする請求項１２に記載の核医学イメージング方法。
【請求項１４】
同時計数線ごとに、前記放出点のアレイの個々の点ごとの立体角を含むテーブルを生成するテーブル生成ステップ、
を更に含むことを特徴とする請求項７に記載の核医学イメージング方法。
【請求項１５】
１対の検出器結晶それぞれの位置により定まる同時計数線を決定し、
前記同時計数線に対応する放出点のアレイを定義し、
前記同時計数線に対応する前記放出点のアレイ内の点ごとに、前記同時計数線を定める前記１対の検出器結晶の表面を底面として形成される立体角を決定し、
前記決定された立体角を平均して平均立体角を生成し、
前記１対の検出器結晶の中へのガンマ線の透過に依存する相互作用の深さ方向の位置に関する位置係数を決定し、
前記平均立体角の逆数に前記位置係数を掛けることにより、前記決定された同時計数線に対する幾何学的補正係数を算出するために、
コンピュータが実行可能な命令を実行するように構成されたプロセッサを備えることを特徴とする核医学イメージング装置。
【請求項１６】
前記幾何学的補正係数を前記決定された同時計数線と関連付けて記憶するメモリ
を更に備える、請求項１５に記載の核医学イメージング装置。
【請求項１７】
１対の検出器結晶それぞれの位置により定まる同時計数線を決定し、
前記同時計数線に対応する放出点のアレイを定義し、
前記同時計数線に対応する前記放出点のアレイ内の点ごとに、前記同時計数線を定める前記１対の検出器結晶の表面を底面として形成される立体角を決定し、
前記同時計数線に対応する前記放出点のアレイを、複数の放出点からなるサブグループに分割し、
前記複数の放出点からなるサブグループごとに、サブグループ内の点それぞれで決定された立体角を平均して、平均立体角を生成し、
前記１対の検出器結晶の中へのガンマ線の透過に依存する相互作用の深さ方向の位置に関する位置係数を決定し、
前記複数の放出点からなるサブグループごとに、前記平均立体角の逆数に前記位置係数を掛けることにより、前記同時計数線に対する幾何学的補正係数を算出するために、
コンピュータが実行可能な命令を実行するように構成されたプロセッサを備えることを特徴とする核医学イメージング装置。
【請求項１８】
前記幾何学的補正係数を前記決定された同時計数線と関連付けて記憶するメモリ、
を更に備える、請求項１７に記載の核医学イメージング装置。
【請求項１９】
命令で符号化された非一時的コンピュータ可読記憶媒体であって、コンピュータによって実行されると、
核医学イメージング装置が有する検出器の１対の検出器結晶それぞれの位置により定まる同時計数線を決定する第１決定ステップと、
前記第１決定ステップにより決定された前記同時計数線に対応する放出点のアレイを定義する定義ステップと、
前記同時計数線に対応する前記放出点のアレイ内の点ごとに、前記同時計数線を定める前記１対の検出器結晶の表面を底面として形成される立体角を決定する第２決定ステップと、
前記第２決定ステップにより決定された立体角を平均して平均立体角を生成する生成ステップと、
前記核医学イメージング装置の前記１対の検出器結晶の中へのガンマ線の透過に依存する相互作用の深さ方向の位置に関する位置係数を決定する第３決定ステップと、
前記平均立体角の逆数に前記第３決定ステップにより決定された前記位置係数を掛けることにより、前記決定ステップにより決定された前記同時計数線に対する幾何学的補正係数を算出する算出ステップと、
を含む核医学イメージング方法を前記コンピュータに実行させることを特徴とする記憶媒体。
【請求項２０】
命令で符号化された非一時的コンピュータ可読記憶媒体であって、コンピュータによって実行されると、
核医学イメージング装置が有する検出器の１対の検出器結晶それぞれの位置により定まる同時計数線を決定する第１決定ステップと、
前記第１決定ステップにより決定された前記同時計数線に対応する放出点のアレイを定義する定義ステップと、
前記同時計数線に対応する前記放出点のアレイ内の点ごとに、前記同時計数線を定める前記１対の検出器結晶の表面を底面として形成される立体角を決定する第２決定ステップと、
前記同時計数線に対応する前記放出点のアレイを、複数の放出点からなるサブグループに分割する分割ステップと、
前記分割ステップにより分割された複数の放出点からなるサブグループごとに、サブグループ内の点それぞれで決定された立体角を平均して、平均立体角を生成する生成ステップと、
前記核医学イメージング装置の前記１対の検出器結晶の中へのガンマ線の透過に依存する相互作用の深さ方向の位置に関する位置係数を決定する第３決定ステップと、
前記複数の放出点からなるサブグループごとに、前記平均立体角の逆数に前記第３決定ステップにより決定された前記位置係数を掛けることにより、前記決定ステップにより決定された前記同時計数線に対する幾何学的補正係数を算出する算出ステップと、
を含む核医学イメージング方法を前記コンピュータに実行させることを特徴とする記憶媒体。
【図１】
【図２Ａ】
【図２Ｂ】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７Ａ】
【図７Ｂ】
【図７Ｃ】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【図２Ａ】
【図２Ｂ】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７Ａ】
【図７Ｂ】
【図７Ｃ】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【公開番号】特開２０１２−２３３８８１（Ｐ２０１２−２３３８８１Ａ）
【公開日】平成２４年１１月２９日（２０１２．１１．２９）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２０１２−８５５４１（Ｐ２０１２−８５５４１）
【出願日】平成２４年４月４日（２０１２．４．４）
【出願人】（０００００３０７８）株式会社東芝 (54,554)
【出願人】（５９４１６４５４２）東芝メディカルシステムズ株式会社 (4,066)
【Ｆターム（参考）】
【公開日】平成２４年１１月２９日（２０１２．１１．２９）
【国際特許分類】
【出願日】平成２４年４月４日（２０１２．４．４）
【出願人】（０００００３０７８）株式会社東芝 (54,554)
【出願人】（５９４１６４５４２）東芝メディカルシステムズ株式会社 (4,066)
【Ｆターム（参考）】
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