专利名称：核医学成像装置、控制方法以及计算机程序产品的制作方法
技术领域：
本发明涉及核医学成像(imaging)装置、方法以及程序(Computer Program Product)ο
背景技术：
以往,存在伽马相机(Gamma Camera)、SPECT (Single Photon Emission Computed Tomography，单光子放射断层摄影)装置、PET (Positron Emission Tomography，正电子发射断层摄影)装置等核医学成像装置。核医学成像装置具有检测放射线的检测器。在核医学成像装置中，检测器对从被有机体组织吸收的同位素或标识化合物放射出的放射线进行检测，并使由检测器检测到的放射线的辐射剂量分布图像化，由此重建提供有机体组织的机能信息的核医学图像。例如，被检体在体内预先被投放包含会被肿瘤组织高频率地吸收的标识化合物的放射性药剂。而且，核医学成像装置对从标识化合物释放出的放射线检测规定时间，并重建绘出吸收了标识化合物的被检体的肿瘤组织的分布的核医学图像。此外，近几年存在使提供机能信息的核医学成像装置与提供形态信息的X射线 CT (X射线计算机断层摄影，X-Ray Computed Tomography)装置一体化而成的装置。例如， 存在使PET扫描仪与X射线CT装置一体化而成的PET-CT装置，或使SPECT装置与X射线 CT装置一体化而成的SPECT-CT装置等。然而，上述技术中，在无法检测到放射线的状态下会继续进行测定。核医学成像装置在拍摄时所使用的同位素或标识化合物的半衰期大多较短。其结果，核医学成像装置在结束测定之前处于无法检测到放射线的状态。该情形下，核医学成像装置在无法检测到放射线的状态下会继续进行测定直至规定时间结束为止。
发明内容
本发明的核医学成像装置包括检测器、计测部及结束控制部。检测器对用于生成核医学图像的放射线进行检测。计测部对由所述检测器检测出放射线的次数进行计测。结束控制部在由所述计测部计测出的次数为阈值以下时进行控制以使所述检测器结束检测。发明效果根据本发明的核医学成像装置，能够防止在无法检测到放射线的状态下继续进行测定的情况。
图1是表示实施例1的PET-CT装置的整体结构的图。图2是表示实施例1的PET扫描仪(scanner)与X射线CT装置的关系的一例的图。图3是表示实施例1的PET扫描仪的结构的图。图4是表示实施例1的检测器的构造的一例的图。图5是表示由实施例1的安格(Anger)型检测器检测到的信息的图。图6是表示实施例1的控制台(Console)装置的结构的一例的框图。图7是表示实施例1的计数信息表所存储的计数信息的一例的图。图8是表示实施例1的同时计数信息表(Table)所存储的同时计数信息的一例的图。图9是表示实施例1所涉及的PET-CT装置进行的PET图像拍摄处理的流程的一例的流程图(Flow Chart)。图10是表示实施例1的判断部所进行的处理流程的一例的图。图11是表示实施例1所涉及的PET-CT装置的效果的图。图12是表示实施例2的控制台装置的结构的一例的框图。图13是表示两个检测位置位于规定的关注切片上的一对放射线的图。图14是表示关注区域位于放射线上的一对放射线的图。
具体实施例方式以下，使用PET-CT装置作为核医学成像装置的一例进行说明，但并不限定于此。 例如，可为SPECT-CT装置，可为PET扫描仪，也可为SPECT装置，为任意核医学成像装置均可。图1是表示实施例1的PET-CT装置的整体结构的图。图1中，100表示PET-CT装置，200表示PET扫描仪，300表示X射线CT装置，400表示床，401表示载放被检体的床板， 402表示被检体。如图1所示，PET-CT装置100包括PET扫描仪200、X射线CT装置300、 床400及控制台装置500。图1中的X方向表示载放在图1的床板401上的被检体402的体轴方向。Y方向表示与X方向正交的水平面上的方向。Z方向表示垂直方向。床400具有载放被检体402的床板401。此外，虽未在图1中示出，但床400具有使床板401移动的床控制部。床控制部由控制台装置500控制，使载放在床板401上的被检体402向PET-CT装置100的拍摄口内移动。PET扫描仪200具有多个对用于生成核医学图像的放射线进行检测的检测器210。 多个检测器210以被检体402的体轴为中心呈环状(Ring)地配置。例如，检测器210从载放在床板401上的被检体402的体外，对从在被被检体402的有机体组织内被吸收的标识化合物释放出的一对伽马射线进行检测。具体而言，每当检测器210检测到伽马射线时，PET扫描仪200就收集表示检测到伽马射线的检测器210的位置的检测位置、伽马射线入射到检测器210的时间点的能量值以及检测器210检测到伽马射线的检测时间。也将由PET扫描仪200收集到的信息称作 “计数信息”。此处，对由检测器210检测到的伽马射线与从在被检体402的有机体组织内被吸收的标识化合物释放出的一对伽马射线的关系进行说明。检测器210并不限定于检测从标识化合物释放出的一对伽马射线的双方。例如，当从标识化合物释放出一对伽马射线中的一方时，存在检测器210仅检测一对伽马射线中的一方的情况、检测一对伽马射线中的两方的情况、不检测一对伽马射线的两方的情况。标识化合物例如是由作为阳电子释放核种的“18F(氟)”标识的18F标识脱氧葡萄糖(deoXyglucose)。标识化合物在PET-CT装置100进行测定之前投放给被检体402。但是，标 识化合物并不限定于18F标识脱氧葡萄糖，可使用任意标识化合物。X射线CT装置300包括X射线管301，其照射用于生成X射线CT图像的X射线；以及X射线检测器302，其对由X射线管301照射出的X射线进行检测。在X射线CT装置300 中，X射线管301对被检体402照射X射线，并由X射线检测器302检测透射过被检体402 的X射线。具体而言，X射线CT装置300 —边以被检体402的体轴为中心进行旋转，一边由 X射线管301照射X射线，并由X射线检测器302检测X射线。换言之，X射线CT装置300 通过一边以被检体402的体轴为中心进行旋转一边照射X射线来从多个方向对被检体402 照射X射线，并对由于透射过被检体402而受到被检体402的吸收从而减弱的X射线进行检测。也将通过对由X射线检测器302检测到的X射线进行放大处理或ADbnalog-digital， 模拟_数字)转换处理等而生成的数据称作“投影数据”。X射线CT装置300收集由X射线检测器302检测到的X射线的投影数据、和检测到生成投影数据时所使用的X射线的检测位置。图2是表示实施例1的PET扫描仪与X射线CT装置的关系的一例的图。图2中表示沿Y轴方向观察时PET扫描仪200与X射线CT装置300的剖视图。图2中，200表示 PET扫描仪，210表示检测器，300表示X射线CT装置，301表示X射线管，302表示X射线检测器，303表示由X射线管301照射出的X射线。图2中，为便于说明，除表示有PET扫描仪 200与X射线CT装置300以外，还一并表示有床400与床板401。如图2所示，在PET扫描仪200中，沿X轴方向配置有多个检测器210。此外，多个检测器210配置成环状地包围被检体402的体轴。如图2所示，X射线CT装置300包括X 射线管301与X射线检测器302。X射线管301与X射线检测器302在测定时配置在夹持被检体402所载放的床板401而相对的位置。图3表示实施例1的PET扫描仪的结构的图。图3中，400表示床，401表示床板， 402表示被检体，210表示检测器。图3是沿X轴方向观察到的PET扫描仪的剖视图。图 3中，为便于说明，除表示有PET扫描仪200以外，还一并表示有被检体402、床400及床板 401。如图3所示，在PET扫描仪200中，多个检测器210配置成环状地包围被检体402 周围。检测器210是例如光子计数(Photon Counting)方式的检测器。图4是表示实施例1的检测器的构造的一例的图。图4中，211表示闪烁器(Scintillator)，212表示导光体(Light Guide), 213表示光电倍增管(PMT Photomultiplier Tube)。如图4所示，检测器210包括闪烁器211、导光体212及光电倍增管213。闪烁器211 将从被检体402释放出并入射到检测器210的伽马射线转换为可见光，且输出可见光。闪烁器211由例如将伽马射线转换为可见光的NaI (sodium iodide，碘化钠)或BG0(bismnthGermanate，锗酸铋)等形成。此外，闪烁器211如图4所示呈二维排列。也将由闪烁器211 输出的可见光称作“闪光(Scintillation) ”。导光体212将从闪烁器211输出的可见光传输到光电倍增管213。导光体212由例如透光性优异的塑胶(plastic)材料等形成。光电倍增管213经由导光体212接收由闪烁器211输出的可见光，并将接收到的可见光转换为电信号。光电倍增管213配置有多个。进一步对 光电倍增管213进行说明。光电倍增管213包括光电阴极，其接收闪光而产生光电子；多级倍增电极(Dynode)，其提供对由光电阴极产生的光电子进行加速的电场；以及阳极，其是电子的流出口。由于光电效应而从光电阴极释放出的电子朝向倍增电极加速而与倍增电极表面发生冲撞，从而撞出多个电子。在倍增电极表面撞出多个电子的现象在整个多级倍增电极中反复出现，从而导致电子数大量增加。例如，阳极在接收到一束闪光的情形下输出约100万个电子。也将在接收到一束闪光的情形下从阳极获得的电子数称作“光电倍增管的增益率”。该情形下，光电倍增管213 的增益率为“100万倍”。另外，在电子数大量增加时，通常对倍增电极与阳极之间施加1000 伏特以上的电压。这样，检测器210通过由闪烁器211将伽马射线转换为可见光，并由光电倍增管 213将可见光转换为电信号，来检测从被检体402释放出的伽马射线。如上所述，每当检测器210检测到伽马射线时，PET扫描仪200就收集检测位置、 能量值及检测时间。此处，使用图5简单地说明计算多个相邻的检测器210同时检测到伽马射线时的检测位置与能量值的处理的一例。图5是表示由实施例1的安格型检测器检测到的信息的图。例如，PET扫描仪200通过进行安格型位置计算处理来确定检测位置。此外，例如在光电倍增管213为位置检测型的光电倍增管的情形下，PET扫描仪200使用位置检测型的光电倍增管213来收集检测位置。如图5(1)所示，利用三个光电倍增管213在相同时机将闪光转换为电信号并加以输出的情形进行说明。该情形下，PET扫描仪200取得同时输出电信号的光电倍增管213的位置，并取得从同时输出电信号的光电倍增管213输出的电信号的各个能量值。而且，PET扫描仪200根据所取得的能量(energy)值来计算出重心的位置，从而指定与计算出的重心位置对应的闪烁器211。此外，PET扫描仪200对在相同时机将闪光转换为电信号并加以输出的各光电倍增管213所输出的电信号的能量值进行积分， 并将作为积分结果的能量值设为入射到检测器210的伽马射线的能量值。如图5(2)所示，每当在检测器210检测到伽马射线时，PET扫描仪200即会收集唯一识别闪烁器211的“闪烁器编号“、“能量值”、及“检测时间”。图5(2)的示例中，除了 “闪烁器编号”、“能量值”、“检测时间”以外，还表示了输出唯一指定检测器210的信息即“模块ID (Identification，标识符)”的情形。此处，检测时间可为时刻等绝对时间，也可为从PET图像的拍摄开始时间点起的经过时间。检测器210例如以10 12pSec单位的精度来收集检测时间。此处，简单地说明实施例1的PET-CT装置100重建PET图像与X射线CT图像时的处理的流程。通过PET扫描仪200与X射线CT装置300在图1或图2中从左向右移动， 或者使床400从右向左移动，X射线CT装置300收集投影数据，之后PET扫描仪200收集计数信息。然后，控制台装置500根据收集到的信息来重建PET图像与X射线CT图像。但并不限定于此，PET扫描仪200与X射线CT装置300在图1或图2中也可从右向左移动。图6是表示实施例1的控制台装置的结构的一例的框图。控制台装置500根据由 X射线CT装置300收集到的信息来重建X射线CT图像。此外，控制台装置500使用由PET 扫描仪200收集到的计数信息来生成同时计数信息，并根据所生成的同时计数信息来重建 PET图像。此外，如以下详细说明，控制台装置500执行判断处理，并根据判断结果来使PET 扫描仪200结束检测处理。以下，可使用任意方法来执行控制台装置500所进行的重建PET 图像的处理或重建X射线CT图像的处理，对此处理简洁地加以说明。
图6的示例中，为便于说明，除表示有控制台装置500以外，还一并表示有PET扫描仪200与X射线CT装置300。图6的示例中，控制台装置500包括输入输出部501、存储部510及控制部520。输入输出部501与控制部520连接。输入输出部501从使用PET-CT装置100的使用者处受理各种指示，并将受理到的各种指示发送至控制部520。此外，输入输出部501 从控制部520接收信息，并将接收到的信息输出给使用者。例如，输入输出部501是键盘(Keyboard)或鼠标(Mouse)、麦克风(Mike)等，也可以是监视器(Monitor)或扬声器 (Speaker)等。另外，此处省略由输入输出部501受理到的信息或指示的详细内容或由输入输出部501输出的信息的详细内容，在说明相关的各部分时一并对这些详细内容进行说明。存储部510与控制部520连接。存储部510存储控制部520进行各种处理时所使用的数据。存储部510例如是RAM (Random Access Memory，随机存取存储器)及闪存储器 (Flash Memory)等半导体存储器元件、或硬盘(Hard disk)及光盘等存储装置。图6的示例中，存储部510包括计数信息表511与同时计数信息表512。计数信息表511存储由PET扫描仪200收集到的计数信息。图7的示例中，计数信息表511与“模块ID”对应地存储“闪烁器编号”、“能量值”及“检测时间”。图7是表示实施例1中的计数信息表中存储的计数信息的一例的图。图7的示例中，计数信息表511与模块ID“D1”对应地存储闪烁器编号“PI 1 ”、能量值“E11”及检测时间“T11”，以及存储闪烁器编号“P12”、能量值“E12”及检测时间“T12”。 艮口，计数信息表511存储检测器“D1”在检测时间“T11”检测到闪烁器“P11”为能量值“E11” 的伽马射线，以及存储检测器“D1”在检测时间“T12”检测到闪烁器“P12”为能量值“E12” 的伽马射线。此外，至于其他检测器210，计数信息表511也以同样方式进行存储。同时计数信息表512存储用于决定从阳电子释放核种中释放出的一对伽马射线的入射方向的同时计数信息。具体而言，同时计数信息表512存储表示从阳电子释放核种中释放出的一对伽马射线的计数信息的组合。简单地说明同时计数信息。在从阳电子释放核种中释放出一对伽马射线，并且检测器210检测到一对伽马射线的双方的情形下，每当在从阳电子释放核种中释放出伽马射线时，便收集两个计数信息。同时计数信息表示每当在从阳电子释放核种中释放出伽马射线时便收集的两个计数信息的组合。图8是表示实施例1的同时计数信息表中存储的同时计数信息的一例的图。如图 8所示，同时计数信息表512存储两个计数信息的组合。图8中为便于记述，将计数信息的组合所包含的两个计数信息分别记作“计数信息A”与“计数信息B”。图8的示例中，同时计数信息表512存储包含闪烁器编号“Pll”、能量值“Ell”及检测时间“Til”的计数信息 A、与包含闪烁器编号“P22”、能量值“E22”及检测时间“T22”的计数信息B的组合。S卩，同时计数信息表512存储闪烁器“P11”在检测时间“T11”检测到从阳电子释放核种中释放出的一对伽马射线中的一者，以及存储闪烁器“P22”在检测时间“T22”检测到从阳电子释放核种中释放出的一对伽马射线中的另一者。控制部520与输入输出部501以及存储部510连接。控制部520具有存储规定各种处理顺序等的程序的内部存储器，且控制各种处理。控制部520是例如ASIC(AppliCati0n Specific Integrated Circuit，应用型专用集成电路)、FPGA(Field Programmable Gate Array，现场可编程门阵列)、CPU (Central Processing Unit,中央处理器)、MPU (Micro Processing Unit，微处理器)等电子电路。图6的示例中，控制部520包括计数信息收集部521、同时计数信息生成部522、PET图像重建部523及判断部524。当经由输入输出部501从使用者处受理到执行测定的意思的执行指示时，控制部 520使X射线CT装置300工作，并接收由X射线CT装置300收集到的X射线的投影数据与 X射线检测位置。此处，例如，控制部520在图6中未图示的存储部510的表中存储X射线的投影数据与X射线检测位置。并且，控制部520使用接收到的X射线的投影数据与X射线检测位置来重建X射线CT图像。此外，例如 ，图6中未图示的控制部520中的X射线重建控制部读出图6中未图示的存储部510的表所存储的X射线的投影数据与X射线检测位置来重建X射线CT图像。控制部520进行赋予时差来对同一部位拍摄多个PET图像的PET 动态拍摄。如下文所详细说明，在控制部520中，计数信息收集部521、同时计数信息生成部 522、PET图像重建部523及判断部524使PET扫描仪200工作来重建PET图像。当经由输入输出部501从使用者处受理到拍摄PET图像的拍摄请求时，计数信息收集部521使PET扫描仪200工作，并接收由PET扫描仪200收集到的计数信息。并且，计数信息收集部521将接收到的计数信息储存到计数信息表511中。此处，每当由PET扫描仪200收集到计数信息时，计数信息收集部521便会接收收集到的计数信息，并将每次接收到的计数信息存储到计数信息表511中。同时计数信息生成部522根据计数信息表511所存储的计数信息中的能量值与检测时间，检索表示一对伽马射线的计数信息的组合并生成同时计数信息。并且，同时计数信息生成部522将所生成的同时计数信息存储到同时计数信息表512中。具体而言，同时计数信息生成部522根据由操作人员所指定的同时计数信息生成条件来生成同时计数信息。同时计数信息生成条件包含时间窗宽与能量窗宽。时间窗宽表示接收到一对伽马射线的双方时两个检测时间的差的上限值。能量窗宽表示伽马射线的能量值的范围。使用时间窗宽的如果为从阳电子释放核种中同时释放出的一对伽马射线，则在一对伽马射线中所包含的各伽马射线的检测时间为同时，或者不为同时的情形下两个检测时间的差也很小。基于此，同时计数信息生成部522通过使用时间窗宽来防止生成错误的同时计数信息的情况。此外，已经预先知道从阳电子释放核种中同时释放出的一对伽马射线的能量值。 例如，在为18F或150、11C等的情况下释放出“511keV”的放射线。因此，如果为从阳电子释放核种中同时释放出的伽马射线，则能量值处于规定范围。基于此，同时计数信息生成部 522通过使用能量窗宽，来将不是从阳电子释放核种中释放出的一对伽马射线的计数信息排除在外而生成同时计数信息，从而防止生成错误的同时计数信息。
例如，以同时计数信息生成部522使用时间窗(Window)宽“600pSeC”、能量窗宽 “350keV 550keV”来生成同时计数信息的情形为例进行说明。该情形下，同时计数信息生成部522参照每个“模块ID”的“检测时间⑴”以及“能量值(E) ”，在模块间检索两个检测时间的差处于“时间窗宽600pSec”以内、且两个能量值的两者处于“能量窗宽350keV 550keV”的计数信息的组合。另外，也将检索检测时间处于时间窗宽以内、且能量值均处于一定的能量窗宽范围内的组合的操作称作“Coincidence Finding(—致检索)”。此外，也将由同时计数信息生成部522生成的同时计数信息的列表称作“Coincidence List (—致列表)”。此外，上述说明中，对使用时间窗宽与能量窗宽的情形进行说明，但并不限定于此。例如，同时计数信息生成部522也可在使用时间窗宽与能量窗宽以外，还使用用于排除偶然同时计数的随机修正、用于排除生成散射的伽马射线的计数信息作为同时计数信息的散射修正、用于修正检测器210间的灵敏度差异的灵敏度修正、以及用于修正在被检体402 内部被减弱的伽马射线的能量值的减弱修正等。PET图像重建部523读出同时计数信息表512所存储的同时计数信息，并通过对读出的同时计数信息进行反投影处理来重建PET图像。此外，PET图像重建部523经由输入输出部501将重建后的PET图像输出给使用者，或将PET图像储存到存储部510中。此外，PET图像重建部523每经过规定的时间，便使用在最近的规定时间的期间所生成的同时计数信息来重建PET图像。当PET扫描仪200开始检测处理时，判断部524对由检测器210检测到放射线的次数进行计测。换言之，判断部524计算出计数率(count/sec)。例如，判断部524对由PET 扫描仪200在1秒钟检测到的伽马射线的次数进行计测。使用如下情形进行说明，即每当 PET扫描仪200收集计数信息时，PET扫描仪200便将计数信息发送到控制台装置500。该情形下，判断部524对在1秒钟接收到从PET扫描仪200接收到的计数信息的次数进行计测。判断部524也称作“结束控制部”。然而，并不限定于判断部524对从PET扫描仪200接收到计数信息的次数进行计测的情形，也可由判断部524根据计数信息表511所存储的计数信息，对由检测器210检测到放射线的次数进行计测。例如，判断部524也可参照计数信息表511，通过按照每个检测时间来对计数信息进行分类而计测每秒的次数。此外，判断部524并不限定于每隔1秒进行计测的情形，也可按任意间隔进行计测。此外，判断部524并不限定于对最近1秒钟的次数进行计测的情形，也可使用任意时间。判断部524判断计测的次数是否为阈值以下，在阈值以下时进行控制以使检测器 210结束检测。例如，使用判断部524将阈值预先设定为“10”的情形进行说明。该情形下， 每当在计测次数时，判断部524便会判断计测的次数是否低于“10”。此处，判断部524在判断为计测的次数不低于“10”的情形下，不进行任何处理。该情形下，PET扫描仪200继续进行处理。另一方面，判断部524在判断为计测的次数低于“10”时，使PET扫描仪200结束检测处理。此外，判断部524反复进行判断处理至PET扫描仪200结束检测处理为止。下文将会对判断部524所进行的处理流程的一例进行记述。判断部524也称作“计测部”或 “结束控制部”。使用图9表示实施例1所涉及的PET-CT装置100进行的PET图像拍摄处理的流程的一例。图9是表示实施例1所涉及的PET-CT装置进行的PET图像拍摄处理的流程的一例的流程图。另外，PET-CT装置100在以下说明的一系列处理之前先拍摄X射线CT图像。如图9所示，PET-CT装置100中，当从使用者处受理到拍摄请求时(步骤SlOl中为肯定)，计数信息收集部521使PET扫描仪200工作，从而由PET扫描仪200收集计数信息(步骤S102)。即，每当在检测伽马射线时，PET扫描仪200便会收集检测位置、能量值及检测时间。而且，计数信息收集部521接收由PET扫描仪200收集到的计数信息并将其存储于计数信息表511中(步骤S103)。继而，同时计数信息生成部522参照计数信息表511 所存储的计数信息中的“检测时间”以及“能量值”，并通过检索检测时间差处于时间窗宽以内、且能量值均处于能量窗宽范围内的计数信息的组合来生成同时计数信息(步骤S104)。继而，PET图像重建部523将由同时计数信息生成部522所生成的同时计数信息设为投影数据而进行反投影处理，由此重建PET图像(步骤S105)。使用图10表示实施例1的判断部的处理的流程的一例。图10是表示实施例1的判断部进行的处理流程的一例的流程图。以下说明的一系列处理在PET扫描仪200执行检测处理时被反复执行。如图10所示，当PET扫描仪200开始检测处理时(步骤S201中为肯定)，判断部 524对由检测器210检测到放射线的次数进行计测(步骤S202)。例如，判断部524对由 PET扫描仪200在1秒钟检测到伽马射线的次数进行计测。而且，判断部524判断计测出的次数是否为阈值以下(步骤S203)。例如，使用由使用者预先设定阈值“10”的情形进行说明。该情形下，判断部524判断每1秒钟检测到放射线的次数是否为“10”以下。此处，判断部524在判断为每1秒钟检测到放射线的次数是阈值以下的情形下(步骤S203中为肯定)，使PET扫描仪200结束检测处理(步骤S204)。另一方面，判断部524在未判断出每1秒钟检测到放射线的次数是阈值以下的情形下(步骤S203中为否定)，判断检测时间是否结束(步骤S205)。例如，在PET扫描仪 200执行检测处理的时间为“30分钟”的情形下，判断从开始检测处理起是否已经过了 “30 分钟”。此处，判断部524在判断出已经过“30分钟”的情形下(步骤S205中为肯定)结束处理。另一方面，判断部524在未判断出已经过“30分钟”的情形下(步骤S205中为否定)，返回到上述步骤S202而重复处理。如上所述，根据实施例1，PET_CT装置100具有检测用于生成核医学图像的放射线的检测器210。此外，PET-CT装置100对由检测器210检测到放射线的次数进行计测，并在计测出的次数为阈值以下的情形下进行控制以使检测器210结束检测。其结果，能够防止在无法检测到放射线的状态下继续进行测定的情况。图11是表示实施例1所涉及的PET-CT装置的效果的图。图11的横轴表示时间轴，纵轴表示由同时计数信息生成部522所生成的同时计数信息的数量。图11的示例中， 使用指定图11的横轴上的“0”到“14”作为检测时间的情形对PET扫描仪200的检测处理
10进行说明。例如，在赋予时差来对同一部位拍摄多个PET图像的PET动态拍摄中，大多使用半衰期较短的同位素或标识化合物。其结果，存在如下情形，即在PET-CT装置100的检测处理结束之前，检测器210所检测的放射线的放射剂量发生衰减，从而成为无法由同时计数信息生成部522生成同时计数信息放射线的状态。图11的示例中，在横轴上的“8”阶段， 由同时计数信息生成部522所生成的同时计数信息为“0”。其结果，即便PET扫描仪200继续进行检测处理至“ 14”为止也是徒劳。相对于此，根据PET-CT装置100，对检测到放射线的次数进行计测，并在计测到的次数为阈值以下时进行控制以使检测器210结束检测，因此能够防止出现在未生成同时计数信息放射线的状态下继续进行PET动态拍摄的状态。图 11的示例中，PET-CT装置100能够在横轴上的“8”阶段结束检测处理。上述的实施例1中，说明了判断部524对由PET扫描仪200检测到放射线的次数进行计测而作出判断的情形。实施例2中，说明判断部524对由PET扫描仪200检测到一对放射线的双方的次数进行计测而作出判断的情形。换言之，实施例2中，对根据同时计数信息进行判断的情形进行说明。实施例2中，省略或简单地说明与实施例1相同的方面。图12是表示实施例2的控制台装置的结构的一例的框图。图12中，对与实施例 1的控制台装置500相同的区块标注与图6相同的附图标记并省略说明。判断部601根据由检测器210检测到放射线的检测位置与检测时间，对检测器210 检测到从阳电子释放核种中释放出的一对放射线的双方的次数进行计测。具体而言，判断部601根据由同时计数信息生成部522所生成的同时计数信息，对检测器210检测到一对放射线的双方的次数进行计测。例如，判断部601参照同时计数信息表512，并按每个检测时间对同时计数信息进行分类，由此计测每秒的同时计数信息的数量。但并不限定于此，也可使用任意方法来计测同时计数信息的数量。例如，也可是与同时计数信息生成部522所进行的处理分开地生成同时计数信息，并由判断部601根据所生成的同时计数信息来计测次数。此外，判断部601也可对检测器210检测到从阳电子释放核种中释放出的一对放射线的双方的次数中的、检测器210检测到两个检测位置位于规定的关注切片上的一对放射线的次数进行计测。图13是表示两个检测位置位于规定的关注切片(Slice)上的一对放射线的图。图 13(1)表示关注切片的一例。图13(2)表示PET扫描仪200的剖面结构。图13(2)中，为便于说明而一并表示有被检体402。图13中，611表示由使用者选择出的关注切片上的X射线CT图像，210表示检测器，210a与210b表示位于关注切片上的检测器210。402表示被检体。图13(1)所示的X射线CT图像例如使用在PET图像之前所拍摄的X射线CT图像。当如图13(1)所示由使用者选择关注切片时，如图13(2)所示，判断部601对位于所选择的关注切片平面上的检测器210处于检测位置的同时计数信息的数量进行计测。例如，图13(2)的示例中，对两个检测位置为检测器210a与检测器210b的同时计数信息的数量进行计测。列举更详细的一例进行说明，当由使用者选择X射线CT图像611的任意关注切片时，判断部601识别位于所选择的关注切片平面上的检测器210。而且，判断部601对由同时计数信息生成部522所生成的同时计数信息中、两个检测位置的双方成为识别出的检测器210的同时计数信息的数量进行计测。此外，判断部601也可对检测器检测到关注区域位于从阳电子释放核种中释放出伽马射线的线上的一对放射线的次数进行计测。图14表示关注区域位于放射线上的一对放射线的图。图14(1)表示关注区域的一例。图14(2)表示PET扫描仪200的剖面结构。 图14(2)中，为便于说明而一并表示有被检体402。图14中，621表示X射线CT图像，622 表示关注区域，210表示检测器。402表示被检体。图14的示例中，使用关注区域622位于连结检测器210c与检测器210d而成的线上，且关注区域622位于连结检测器210e与检测器210f而成的线上的情形进行说明。也将关注区域称作“ROI (Region Of Interest，兴趣区域)”。当如图14(1)所示由使用者选择关注区域622时，如图14(2)所示，判断部601对检测器210检测到所选择的关注区域622位于放射线上的一对放射线的次数进行计测。例如图14(2)的示例中，对两个检测位置为检测器210c与检测器210d的同时计数信息的数量进行计测，且对两个检测位置为检测器210e与检测器210f的同时计数信息的数量进行计测。列举更详细的一例进行说明，当由使用者选择关注区域622时，判断部601识别关注区域622位于线上的两个检测位置的组合。例如，图14(2)的示例中，识别检测器210c与检测器210d的组合，且识别检测器210e与检测器210f的组合。而且，判断部601对由同时计数信息生成部522生成的同时计数信息中两个检测位置的双方为识别出的检测器210 的组合的同时计数信息的数量进行计测。但上述说明中，说明了判断部601预先对关注区域622位于线上的两个检测位置的组合进行识别的情形，但并不限定于此，可使用任意方法。如上所述，根据实施例2，PET-CT装置100对检测器210检测到一对放射线的双方的次数进行计测。其结果，能够根据是否获得重建PET图像时所使用的信息，来继续进行 PET动态拍摄或者结束PET动态拍摄。即，在重建PET图像的方面使用同时计数信息。换言之，在检测器210仅检测到一对放射线中的一方的情形下，仅靠一个放射线无法确定伽马射线的入射角度，从而无法用于重建PET图像。因此，通过不是使用检测器210检测到伽马射线的数量，而是使用检测器210检测到一对放射线的双方的次数，能够根据是否获得重建PET图像时所使用的信息来继续进行PET动态拍摄或者结束PET动态拍摄。此外，如上所述，根据实施例2，PET-CT装置100通过对检测器210检测到两个检测位置位于规定的关注切片上的一对放射线的次数进行计测，由此能够根据是否获得阈值以上的重建关注切片上的PET图像时所使用的同时计数信息来进行判断。换言之，能够根据是否获得重建使用者所选择的关注切片上的PET图像时所使用的信息，来继续进行PET 动态拍摄或者结束PET动态拍摄。此外，如上所述，根据实施例2，PET-CT装置100通过对检测器检测到关注区域位于放射线上的一对放射线的次数进行计测，由此能够根据是否获得阈值以上的重建关注区域中的PET图像时所使用的同时计数信息来进行判断。换言之，能够根据是否获得重建使用者所选择的关注区域中的PET图像时所使用的信息，来继续进行PET动态(Dynamic)拍摄或者结束PET动态拍摄。且说，至此为止对实施例1及实施例2进行了说明，但是除上述实施例1及实施例
122以外，也能够通过其他实施例来实施本发明。由此，以下表示其他实施例。例如，控制部520也可计算出检测到放射线的次数的合计次数，并在合计次数超过规定的阈值的情形下结束PET动态拍摄。此外，此时，控制部520可对检测器210检测到一对放射线的双方的次数进行计测，也可对检测器210检测到关注区域位于放射线上的一对放射线的次数进行计测。此外，例如上述的实施例中，对控制台装置500从PET扫描仪200接收计数信息并加以使用的情形进行了说明，但并不限定于此。例如，控制台装置500也可从PET扫描仪 200接收检测器210的检测结果本身。该情形下，控制台装置500接收从光电倍增管213输出的波形数据本身，并根据接收到的波形数据来生成计数信息。此外，例如上述的实施例中，对控制台装置500从PET扫描仪200接收计数信息来生成同时计数信息的情形进行了说明，但并不限定于此。例如，PET扫描仪200也可根据计数信息来生成同时计数信息，并将所生成的同时计数信息发送到控制台装置500。该情形下，例如，也可与从PET扫描仪200接收到的同时计数信息分开，控制台装置500接收计数信息或从光电倍增管213输出的波形数据本身而用作判断用的信息。此外，例如上述的实施例中，说明了判断部判断由检测器210检测到放射线的次数是否为阈值以下，并在为阈值以下时进行控制以使检测器210结束检测的情形。但并不限定于此，判断部也可在由检测器210计测放射线的次数的时间变化的微分值为规定值以下的情形下，进行控制以使检测器210结束检测。参照图11进行说明。如上所述，图11的横轴表示时间轴，纵轴表示由同时计数信息生成部522所生成的同时计数信息的数量。图11的示例中，判断部在规定的时机对计测的次数的时间变化的微分值进行计测。例如，判断部测定图11的“t = 1”时的切线的斜率作为图11的“t = 1”时的微分值。而且，判断部判断所测定的值是否为规定值以下，在判断为所测定的值是规定值以下的情形下，进行控制以使检测器210结束检测。如图11所示，计测放射线的次数的时间变化的微分值从“t = 0”到位于“t = 2” 附近的峰值为止为正值，在位于“t = 2”附近的峰值以下为负值。其结果，可在通过使用微分值来简单地区分计测放射线的次数是处于增加倾向的状况，或计测放射线的次数是处于减少倾向的状况的基础上来结束计测。另外，判断部使用与实施例1中的阈值对应的斜率来作为规定值。另外，判断部也可使用任意值作为规定值，例如也可使用“0”。换言之，判断部也可在微分值为“0”的情形下进行控制以使检测器210结束检测。此处，补充说明使用“0”作为规定值的情形。换言之，对在由检测器210未检测到放射线时结束检测的情形进行说明。如图11所示，在位于“t = 2”附近的峰值下，计测放射线的次数的时间变化的微分值一度为“0”，在未检测到放射线的“t = 8”附近以下再次成为“0”。基于此，在使用“0”作为规定值的情形下，判断部在微分值为负值之后判断是否为 “0”，或者在一度为“0”之后判断是否再度为“0”。此处，判断部也可使用任意时机作为规定的时机，例如也可定期性地进行计测。列举详细的一例进行说明，判断部可每隔1秒进行计测，也可每隔2秒进行计测。此外，例如，判断部可使用由同时计数信息生成部522所生成的同时计数信息的数量的时间变化的微分值是否为规定值以下来进行判断，也可使用检测到放射线的次数的合计次数是否为规定值以下进行判断。此外，在本实施例说明的各处理中，可手动进行作为自动进行的处理来说明的处理的全部或一部分，或者也可用周知的方法自动进行作为手动进行的处理来说明的处理的全部或一部分。此外，包含上述说明书中及图式中所示的处理顺序、控制顺序、具体名称、各种数据及参数的信息(图1 图14)，除加以特别记述的情形以外可任意变更。此外，图示的各装置的各结构要素为功能概念上的要素，在实体上不必如图示那样形成。即，各装置的分散、统合的具体形态并不限定于图示内容，可根据各种负载或使用状况等，按照任意单位在功能上或在实体上对其全部或一部分进行分散、统合而形成。例如，上述的实施例中，例示了控制台装置500重建PET图像或X射线CT图像并执行基于检测到放射线的次数的判断的情形，但并不限定于此。例如，执行基于检测到放射线的次数的判断的控制部也可以是与控制台装置500分开的装置。该情形下，执行基于检测到放射线的次数的判断的控制部，也可作为PET-CT装置100的外部装置而经由网络来进行连接。另外，本实施例说明的核医学成像装置的控制程序可经由因特网等网络来发布。此外，控制程序也可记录于硬盘、软盘(FD，flexible disc)、CD-ROM (Compact Disc-Read-Only Memory, Κ ^τ ；^) > MO (Magneto Optical Disk，iiH )、DVD (Digital Versatile Disk，数字多功能光盘)等计算机可读取的记录介质中，通过由计算机从记录介质中读出而加以执行。虽对本发明的几个实施方式进行了说明，但这些实施方式仅是作为示例提出的， 并未意图限定发明的范围。这些实施方式可用其他各种实施方式来实施，可在不脱离发明的主旨的范围内进行各种省略、替换及变更。这些实施方式及其变形，与包含于发明的范围及主旨中相同地也包含于技术方案的范围中记载的发明及其均等的范围内。
权利要求
1.一种核医学成像装置，其特征在于，包括 检测器，其检测用于生成核医学图像的放射线；计测部，其对由所述检测器检测到放射线的次数进行计测；以及结束控制部，其在由所述计测部计测出的次数为阈值以下时进行控制以使所述检测器结束检测。
2.根据权利要求1所述的核医学成像装置，其特征在于，还包括取得部，该取得部取得所述检测器检测到所述放射线的检测位置、和所述检测器检测到所述放射线的检测时间，所述计测部根据由所述取得部取得的检测位置与检测时间，来对所述检测器检测到从阳电子释放核种中释放出的一对放射线的双方的次数进行计测。
3.根据权利要求2所述的核医学成像装置，其特征在于所述计测部对所述检测器检测到两个检测位置位于规定的关注切片上的所述一对放射线的次数进行计测。
4.根据权利要求2所述的核医学成像装置，其特征在于所述计测部对所述检测器检测到关注区域位于从所述阳电子释放核种中释放出放射线的线上的所述一对放射线的次数进行计测。
5.一种控制方法，其特征在于，包括 检测用于生成核医学图像的放射线， 对检测到放射线的次数进行计测，并且在计测出的次数为阈值以下时进行控制以结束检测。
6.一种核医学成像装置，其特征在于，包括 检测器，其检测用于生成核医学图像的放射线；计测部，其对由所述检测器检测到放射线的次数进行计测；以及结束控制部，其在由所述计测部计测出的次数的时间变化的微分值为规定值以下时进行控制以使所述检测器结束检测。
7.根据权利要求6所述的核医学成像装置，其特征在于所述结束控制部在所述微分值为0时进行控制以使所述检测器结束检测。
8.—种控制方法，其包括检测用于生成核医学图像的放射线， 对检测到放射线的次数进行计测，并且在计测出的次数的时间变化的微分值为规定值以下时进行控制以结束检测。
全文摘要
本发明涉及核医学成像装置、方法以及程序。本发明提供一种能够防止在无法检测到放射线的状态下继续进行测定的核医学成像装置。该核医学成像装置包括检测器、计测部及结束控制部。检测器检测用于生成核医学图像的放射线。计测部对由所述检测器检测到放射线的次数进行计测。结束控制部在由所述计测部计测出的次数为阈值以下的情形下进行控制以使所述检测器结束检测。
文档编号A61B6/03GK102327125SQ20111015495
公开日2012年1月25日 申请日期2011年5月31日 优先权日2010年6月4日
发明者山田泰诚, 高山卓三 申请人:东芝医疗系统株式会社, 株式会社东芝