核医学成像装置及控制方法

专利名称：核医学成像装置及控制方法
技术领域：
本发明的实施方式涉及核医学成像装置及控制方法。
背景技术：
以往，作为能够进行被检体的生命体组织中的功能诊断的核医学成像装置， 为人熟知的有阳电子断层摄影装置(PET装置，PET =Positron Emission computed Tomography)。具体而言，在PET检查中，向被检体投入用阳电子放射性核素进行标记的化合物。 并且，PET装置在从标记化合物放射出的阳电子与电子相结合而抵消时，使用配置于被检体周围的光子计数(photon counting)方式的检测器对从大致相反方向放射出的511keV的一对伽马射线(相互抵消伽马射线)进行同时计数。并且，PET装置通过对同时计数的伽马射线的数据(同时计数信息)进行运算处理，进行PET图像的重建。更详细地说，PET装置根据检测器输出的计数结果来收集包含伽马射线的检测位置、伽马射线的检测时间(例如，检测时刻)、伽马射线的能量值的计数信息。并且，核医学成像装置将检测时间在一定的时间段的两个计数信息的组合作为对相互抵消伽马射线大致同时计数的同时计数信息而生成。并且，PET装置假设在连结包含于形成同时计数信息的各计数信息中的检测位置的直线上存在放射出阳电子的标记化合物，来重建表示标记化合物的分布的PET图像。另外，近年来，PET装置与提供形态信息的X射线计算机断层摄影装置(X射线CT 装置，CT Computed Tomography) 一体化的PET-CT装置也被进行了实用化。专利文献1 日本特开2007-107995号公报。

发明内容
在此，有时对计数信息将超过PET装置的处理能力而得到的结果、计数信息进行删除。本发明的核医学成像装置具备保存部、判定部、删除部。保存部根据将来自伽马射线的进行计数的检测器所输出的计数结果来收集包含伽马射线的检测时间的计数信息，并保存于规定的存储部中。判定部判定存储于上述规定的存储部的计数信息的容量是否超过阈值。由上述判定步骤判定为超过上述阈值时，删除部从通过上述检测器收集的计数信息中，将检测时间位于比用于将对相互抵消伽马射线大致同时计数的两个计数信息生成同时计数信息的规定的时间段大的时间段内的计数信息沿时间轴间歇性地删除。


图1是表示关于第1实施方式中的PET-CT装置的结构的整体像的图。图2是表示第1实施方式中的PET扫描仪与X射线CT扫描仪之间的关系的一例的图。
图3是表示关于第1实施方式中的PET扫描仪的结构的图。图4是表示第1实施方式中的检测器的构造的一例的图。图5是表示第1实施方式中的通过安格型检测器检测到的信息的图。图6是表示第1实施方式中的控制台装置的构成的一例的框图。图7是表示第1实施方式中的存储于缓冲器的计数信息的一例的图。图8是表示第1实施方式中的存储于同时计数信息存储部的同时计数信息的一例的图。图9A是用于说明删除部及判定部的图(1)。图9B是用于说明删除部及判定部的图(2)。图10是表示基于第1实施方式的PET-CT装置的PET图像摄影处理的流程的一例的流程图。图11是基于第1实施方式的控制台装置的高计数率时的计数信息删除处理的流程的一例的流程图。图12是用于说明第2实施方式的控制台装置进行的修正处理的图(1)。图13是用于说明第2实施方式的控制台装置进行的修正处理的图(2)。图14是用于说明第2实施方式的控制台装置进行的修正处理的图(3)。
具体实施例方式(第1实施方式)下面，参照附图详细说明核医学成像装置的实施方式。另外，下面，作为核医学成像装置的一例，使用PET-CT装置进行说明，但并不限定于此。例如，可以是 PET-MRI (Magnetic Resonance Imaging)装置，也可以是 PET 装置。图1是表示关于第1实施方式中的PET-CT装置的结构的整体像的图。在图1中， 100表示PET-CT装置，200表示PET扫描仪，300表示X射线CT扫描仪，400表示床，401表示承载被检体的床板，402表示被检体。如图1所示，PET-CT装置100具有PET扫描仪200、 X射线CT扫描仪300、床400、控制台装置500。图1中的X方向表示图1的承载于床板401 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具有承载被检体402的床板401。另外，虽然图1中未图示，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进行控制，使承载于床板401上的被检体402移动至PET-CT装置100的摄影口内。PET扫描仪200具有多个检测用于重建PET图像的伽马射线的检测器210。多个检测器210以被检体402的体轴为中心配置于环上。例如，PET扫描仪200检测从承载于床板401上的被检体402的体外摄入被检体402的生命体组织内的标记化合物所放射出的一对伽马射线(相互抵消伽马射线)。具体而言，每当检测器210检测伽马射线，PET扫描仪200就会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、 和检测器210检测到伽马射线的检测时间。由PET扫描仪200收集的信息也称为“计数信息”。另外，在第1实施方式中，对于作为伽马射线的检测时间而将检测时刻(绝对时间)作为计数信息进行收集的情况进行说明。但是，第1实施方式中，作为伽马射线的检测时间， 也可以是例如将从PET图像摄影开始的经过时间(相对时间)作为计数信息而进行收集的情况。 在此，对于由检测器210检测的伽马射线与从摄入被检体402的生命体组织内的标记化合物放射出的一对伽马射线的关系进行说明。例如，在从标记化合物放射出一对伽马射线一的情况下，检测器210只检测一对伽马射线之一，另一伽马射线由另一个的检测器210进行检测。另外，连结对一对伽马射线(相互抵消伽马射线)进行同时计数的两个检测位置的线称为L0R(Line of Response)。 标记化合物例如可以是通过作为阳电子放射性核素的“ 18F (氟)”进行标记的18F 标记脱氧葡萄糖。标记化合物在基于PET-CT装置100的测定之前投入到被检体402中。但是，并不限于18F标记脱氧葡萄糖，也可以使用任意的标记化合物。X射线CT扫描仪300具有照射用于重建X射线CT图像的X射线的X射线管301 与检测由X射线管301照射的X射线的X射线检测器302。在X射线CT扫描仪300中，X 射线管301对被检体402照射X射线，X射线检测器302检测透过被检体402的X射线。具体而言，X射线CT扫描仪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，X射线检测器302检测X射线。换而言之，X射线CT扫描仪300 —边以被检体402的体轴为中心进行旋转一边从多方向对被检体402照射X射线，并检测由于透过被检体402被被检体402吸收而减弱的X射线。将通过对利用X射线检测器302检测到X 射线进行放大处理、AD变换处理等而生成的数据也称为“X射线投影数据”。X射线CT扫描仪300收集X射线投影数据、和检测生成X射线投影数据时所使用的X射线的检测位置。图2是表示第1实施方式中的PET扫描仪与X射线CT扫描仪之间的关系的一例的图。在图2中，示出在Y轴方向观察时的PET扫描仪200与X射线CT扫描仪300的剖面图。在图2中，200表示PET扫描仪，210表示检测器，300表示X射线CT扫描仪，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照射的X射线。在图2中，为了便于说明，除PET扫描仪200与X射线CT扫描仪300之外，还示出了床板401。如图2所示，在PET扫描仪200中，在X轴方向上配置多个检测器210。另外，多个检测器210被配置为以环状地包围被检体402的体轴。如图2所示，X射线CT扫描仪300 具有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配置于夹持在测定时承载被检体402的床板401而相对的位置。图3是表示关于第1实施方式中的PET扫描仪的结构的图。在图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在从X轴方向上观察到的PET扫描仪的剖面图。在图3中，为了便于说明，除PET扫描仪200以外，还示出了被检体402、床 400、床板 401。如图3所示，PET扫描仪200以多个检测器210环状地包围在被检体402的周围的方式进行配置。检测器210例如可以是光子计数(Photon Counting)方式的检测器。图4是表示第1实施方式中的检测器的构造的一例的图。在图4中，211表示闪烁器，212表示光导，213表示光电倍增管(PMT =Photo Multiplier Tube)。如图4所示，对来自伽马射线的光进行计数的检测器210具有闪烁器211、光导 212、光电倍增管213。闪烁器211将从被检体402放射出而入射至检测器210的伽马射线变换为可见光，并将可见光输出。闪烁器211例如由将伽马射线变换为可见光的Nal、BGO 等形成。另外，闪烁器211如图4所示，二维地进行排列。由闪烁器211输出的可见光也称为“闪烁光”。光导212将从闪烁器211输出的可见光传递到光电倍增管213。光导212例如由光透过性优良的塑料材料等形成。光电倍增管213经由光导212接收由闪烁器211输出的可见光，并将接收的可见光变换为电信号。光电倍增管213配置有多个。进而对于光电倍增管213进行了说明。光电倍增管213具有接收闪烁光并产生光电子的光电阴极、提供使通过光电阴极产生的光电子加速的电场的多级的打拿极 (dynode)、作为电子的流出口的阳极。由于光电效应从光电阴极放射出的电子向打拿极加速并碰撞打拿极的表面，击打出多个电子。通过在多级的打拿极中重复在打拿极的表面击打出多个电子的现象，电子数雪崩性地增加。例如，阳极接收一单位的闪烁光时，大约输出100万个电子。也将接收一单位的闪烁光时从阳极获得的电子数称为“光电倍增管的获得率”。此时，光电倍增管213的获得率变为“100万倍”。另外，使电子数雪崩性地增加时，在打拿极与阳极之间，通常施加1000伏特以上的电压。这样，在检测器210中，闪烁器211将伽马射线变换为可见光，光电倍增管213将可见光变换为电信号，从而检测从被检体402放射出的伽马射线。如上所述，每当检测器210检测伽马射线，作为检测器210的计数结果，PET扫描仪200收集检测位置、能量值、检测时刻。在此，利用图5，对于计算多个相邻的检测器210 同时检测伽马射线时的检测位置与能量值的处理的一例进行简单说明。图5是表示第1实施方式中的由安格型检测器进行检测的信息的图。例如，PET扫描仪200通过进行安格型位置计算处理从而确定检测位置。另外，例如，当光电倍增管213为位置检测型的光电倍增管的情况下，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所示，利用3个光电倍增管213在相同定时将闪烁光变换为电信号并输出的情况进行说明。此时，PET扫描仪200取得同时输出电信号的光电倍增管213的位置，取得从同时输出电信号的光电倍增管213输出的电信号的各能量值。并且，PET扫描仪200根据取得的能量值算出重心的位置，并特定与算出的重心位置相对应的闪烁器211。另外，PET扫描仪200将在相同定时将闪烁光变换为电信号并输出的各光电倍增管213输出的电信号的能量值进行积分，将作为积分结果的能量值设为入射至检测器210的伽马射线的能量值。如图5所示，每当检测器210检测到伽马射线，PET扫描仪200就会收集只识别闪烁器211的“闪烁器号码”、“能量值”、“检测时刻”。在图5所示例子中，除“闪烁器号码”、 “能量值”、“检测时刻”之外，还示出了输出作为只确定多个某检测器210的信息的“模块 ID”的情况。检测器210例如，以IO,秒 10_12秒的精度来收集检测时刻。在此，对于第1实施方式中的PET-CT装置100将重建PET图像与X射线CT图像的情况下的处理流程进行了简单的说明。PET-CT装置100中，通过使PET扫描仪200与X 射线CT扫描仪300在图1、图2中从左向右移动，或使床板401或床400从右向左移动，从而X射线CT扫描仪300收集X射线投影数据，之后，PET扫描仪200收集计数信息。之后， 控制台装置500根据收集的信息重建PET图像与X射线CT图像。但是，并不限于此，PET扫
6描仪200与X射线CT扫描仪300也可以在图1、图2中从右向左移动。图6是表示第1实施方式中的控制台装置的结构的一例的框图。控制台装置500 根据通过X射线CT扫描仪300收集到的信息来重建X射线CT图像。另外，控制台装置500 使用通过PET扫描仪200收集的计数信息来生成同时计数信息，并根据生成的同时计数信息来重建PET图像。另外，下面，对于基于控制台装置500的重建PET图像的处理、重建X 射线CT图像的处理，可以使用任意的方法进行执行，并进行简洁的说明。在图6所示的例子中，为了便于说明，除控制台装置500之外，还将PET扫描仪200 与X射线CT扫描仪300 —起进行示出。在图6所示的例子中，控制台装置500具有输入输出部510与控制部540。另外，在图6所示的例子中，控制台装置500为了重建X射线CT 图像而具有X射线投影数据存储部530与X射线CT图像重建部531。另外，在图6所示的例子中，控制台装置500为了重建PET图像，具有计数信息收集部520、缓冲器521、判定部 522、删除部523、同时计数信息生成部524、同时计数信息存储部525、PET图像重建部526。 另外，在第1实施方式中，对于在1台控制台装置500中重建X射线CT图像与PET图像的情况进行说明。但是，第1实施方式也能够适用于在不同的控制台装置中进行X射线CT图像的重建与PET图像的重建的情况。输入输出部510与控制部540相连接。输入输出部510从利用PET-CT装置100的利用者处接受各种指示，并将接受到的各种指示发送至控制部540。另外，输入输出部510 从控制部540处接收信息，并将接收的信息输出给利用者。例如，输入输出部510可以是键盘、鼠标、麦克风等，也可以是显示器、扬声器等。另外，对于由输入输出部510接收的信息或指示的详情、由输入输出部510输出的信息的详情，在此省略说明，在相关各部分进行说明时结合起来进行说明。控制部540具有存储规定了各种处理顺序等的程序的内部存储器，并控制各种处理。控制部 540，例如是 ASIC (Application Specific Integrated Circuit)，FPGA (Field Programmable Gate Array), CPU(Central Processing Unit), MPU(Micro Processing Unit)等电子回路。控制部540控制PET-CT装置100整体的处理。具体而言，控制部540 通过控制PET扫描仪200及X射线CT扫描仪300，从而控制PET-CT装置100进行的摄影。 另外，控制部540控制控制台装置500中的PET图像重建处理及X射线CT图像重建处理。 另外，控制部540使PET图像、X射线CT图像、PET图像及X射线CT图像的重叠图像等显示在输入输出部510的显示器上。X射线投影数据存储部530存储从X射线CT扫描仪300发送的X射线投影数据。 X射线CT图像重建部531将X射线投影数据存储部530存储的X射线投影数据通过例如 FBP (Filtered Back Projection)法而进行的逆投影处理，从而重建X射线CT图像。计数信息收集部520从多个检测器210输出的计数结果中收集包含伽马射线的检测时间(检测时刻)的计数信息并保存于缓冲器521中。即，计数信息收集部520依次接收在PET扫描仪200进行收集的计数信息，并将接收的计数信息保存于缓冲器521中。另外，计数信息收集部520也可以设置于PET扫描仪200内。计数信息收集部520也称为“保存部”。缓冲器521存储通过计数信息收集部520进行保存的计数信息。缓冲器521例如是RAM (Random Access Memory)、闪存(Flash Memory)等半导体存储器元件，或者，硬盘或光盘等存储装置。图7是第1实施方式中的存储于缓冲器中的计数信息的一例的图。在图7所示的例子中，缓冲器521与“模块ID”相对应地存储“闪烁器号码” “能量值”和“检测时刻”。另外，“模块ID”是用于分别专用确定多个某检测器210的信息。在图7所示的例子中，缓冲器521与模块ID“D1”相对应地存储闪烁器号码“P11”、 能量值“E11”、检测时刻“T11”，并存储闪烁器号码“P12”、能量值“E12”、检测时刻“T12”。 即，缓冲器521存储检测器“D1”在检测时刻“T11”闪烁器“P11”检测到了能量值“E11” 的伽马射线的情况，并存储检测器“D1”在检测时刻“T12”闪烁器“P12”检测能量值“E12” 的伽马射线的情况。另外，缓冲器521也同样存储基于从其他检测器210输出的计数结果的计数信息。回到图6，同时计数信息生成部524在存储于缓冲器521中的计数信息中，将检测时间(检测时刻)的差在规定的时间段(时间窗)内的两个计数信息的组合作为将相互抵消伽马射线大致同时计数的同时计数信息而生成。具体而言，同时计数信息生成部524基于由操作者指定的同时计数信息生成条件来生成同时计数信息。例如，在同时计数信息生成条件中包含时间窗。时间窗表示对一对伽马射线的双方进行计数时的两个检测时刻之差的上限。如果是从阳电子放射性核素同时放射出的一对伽马射线，则包含于一对伽马射线的各个伽马射线的各自的检测时刻是同时或者即使使不同时，两个检测时刻的差也很微小。考虑于此，同时计数信息生成部524通过使用时间窗来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524使用时间窗“10纳秒”来生成同时计数信息的情况为例进行说明。此时，同时计数信息生成部524参照每个“模块ID”的“检测时刻(T) ”， 在模块间检索两个检测时刻之差在“时间窗10纳秒”以内的计数信息的组合。在此，也将检测检测时刻在时间窗以内的组合称为“符合搜索”。另外，也将通过同时计数信息生成部524生成的同时计数信息的列表称为“符合列表”。另外，也可以是同时计数信息生成部524通过与时间窗一起使用能量窗，生成同时计数信息的情况。另外，同时计数信息生成部524为了生成同时计数信息而检索到的计数信息，在同时计数信息生成之后，依次从缓冲器521中删除。并且，同时计数信息生成部524将生成的同时计数信息保存于同时计数信息存储部525。例如，同时计数信息存储部525是RAM (Random Access Memory)、闪存(Flash Memory)等半导体存储器元件，或者，硬盘、光盘等存储装置。图8是表示第1实施方式中的存储于同时计数信息存储部的同时计数信息的一例的图。如图8所示，同时计数信息存储部525存储两个计数信息的组合。在图8中，为了便于说明，将包含于计数信息的组合中的两个计数信息分别记载为“计数信息A”与“计数信息B”。在图8所示的例子中，同时计数信息存储部525存储包含闪烁器号码“P11”、能量值“E11”、检测时刻“T11”的计数信息A和包含闪烁器号码“P22”、能量值“E22”、检测时刻 “T22”的计数信息B的组合。即，同时计数信息存储部525对于从阳电子放射性核素放射出的一对伽马射线之一，存储在检测时刻“T11”闪烁器检测出“P11”的情况，对于从阳电子放射性核素放射出的一对伽马射线中的另一，存储在检测时刻“T22”检测出闪烁器“P22”的情况。
回到图6，PET图像重建部526从同时计数信息存储部525读出由同时计数信息生成部524生成的同时计数信息，并使用读出的同时计数信息重建PET图像。具体而言，PET 图像重建部526以同时计数信息作为伽马射线的投影数据(正弦图)，通过根据伽马射线的投影数据使用逐次近似法，重建PET图像。另外，作为逐次近似法是通过将MLEM(Maximum Likelihood Expectation Maximization)法或对MLEM法的算法进行改良而大幅缩短收敛时间的 OSEM(Ordered Subset MLEM)法。这样，第1实施方式中的PET-CT装置100将以往在PET扫描仪200内由硬件进行的同时计数信息的生成处理在控制台装置500内执行。即，以往，使用由硬件设定的时间段来生成同时计数信息，但第1实施方式中的PET-CT装置100例如能够使用能够由软件任意设定的时间段来生成同时计数信息。其结果，例如当操作者想要改变同时计数信息生成条件时，第1实施方式中的PET-CT装置100能够灵活地应对。但是，对于高计数率，在生成同时计数信息之前，有时计数信息会从缓冲器521溢出。此时，变为对在某时间内收集的计数信息进行汇总而删除，由于同时计数信息数不足， PET图像画质会变得劣化。因此，第1实施方式中的PET-CT装置100进行图6所示的判定部522及删除部 523的处理。即，通过判定部522与删除部523进行协同，来判定存储于缓冲器521的计数信息的容量是否超过阈值，在判定为超过时，为了抑制PET图像的画质的劣化，将计数信息从缓冲器521中删除。首先，判定部522判定存储于缓冲器521的计数信息的容量是否超过阈值。例如， 以缓冲器521的容量为10M字节、阈值为8M字节的情况为例进行说明。这种情况下，如果到了任意的判定定时判定部522，则识别保存于缓冲器521的计数信息的容量。并且，判定部522在识别的计数信息的容量超过8M字节的情况下判定为超过，在未超过8M字节的情况下则判定为未超过。另外，所谓任意的判定时刻，例如，由利用者预先设定。并且，删除部523在由判定部522判定为超过阈值的情况下，则从通过检测器210 收集的计数信息中(即，计数信息收集部520收集的计数信息中)，沿时间轴间歇性地删除检测时间位于比上述的时间段(时间窗)大的时间段内的计数信息。例如，作为同时计数信息生成条件，以10纳秒作为时间窗进行设定时，删除部523的处理所使用的时间段被设定为比10纳秒大的时间段。另外，下面，将删除部523的处理所使用的时间段记载为“设定时间段”。另外，设定时间段还设定为比用于生成PET图像的重建所使用的同时计数信息的计数信息的收集所需的时间段小的时间段。例如，设定时间段为毫秒单位。图9A及图9B是用于说明删除部及判定部的图。在图9A及图9B所示的例子中， 缓冲器521的存储区域中从下部到上部依次按检测时刻的顺序保存计数信息，保存于缓冲器521的计数信息从下部到上部依次读出并生成同时计数信息。图9A表示PET扫描仪200或控制台装置500能够处理的通常的计数率时的缓冲器521。600表示阈值，601表示存储有计数信息的存储区域，602、603表示未存储有计数信息的存储区域。图9B表示比PET扫描仪200、控制台装置500能够处理的通常的计数率高的高计数率时的缓冲器521。在图9B的左图中，611、612表示存储有计数信息的存储区域，
9613表示未存储有计数信息的存储区域。图9B的右图表示超过缓冲器521的阈值的部分的存储区域。621、622分别表示存储在设定时间段内包含检测时刻的计数信息组的存储区域。如图9A所示，判定部522在通常的计数率时，判定为未超过阈值600时，删除部 523将计数信息从缓冲器521删除。另一方面，如图9B所示，判定部522在高计数率时，判定为超过阈值600时，删除部523从保存于缓冲器521的计数信息中，将检测时刻在设定时间段的计数信息沿时间轴间歇性地删除。例如，删除部523使用数微秒单位的设定时间段将计数信息组间歇性地删除。在图9B的右图所示的例子中，删除部523从保存于超过阈值的缓冲器521的存储区域的计数信息中，将存储于存储区域621的计数信息组从缓冲器521删除，不删除存储于存储区域622的计数信息组。例如，删除部523在检测时刻开始检测之后，将从“105微秒”变为“110微秒”的计数信息全部删除，不将从“111微秒”到“116微秒”的计数信息删除，保留在缓冲器521中。并且，直到存储于缓冲器521的计数信息的容量低于阈值，删除部523 继续沿时间轴间歇性地执行删除处理。在此，如上所述，存储于缓冲器521的计数信息由同时计数信息生成部5M依次读出，结束处理的同时依次删除。即，如果新保存于缓冲器521的计数信息的容量比通过删除部523删除的计数信息的容量与通过同时计数信息生成部5M读出的计数信息的容量小， 则存储于缓冲器521的计数信息的容量依次减少并变得小于阈值。另外，在上述中，对于设定时间段在成为删除对象的计数信息组的选择处理与成为不删除对象的计数信息组的选择处理中相同的情况进行了说明。但是，第1实施方式可以是设定时间段在成为删除对象的计数信息组的选择处理与成为不删除对象的计数信息组的选择处理中不同的情况。例如，删除部523根据“设定时间段5微秒”来进行成为删除对象的计数信息组的选择，也可以根据“设定时间段4微秒”来进行成为不删除对象的计数信息组的选择。另外，在图9B所示的例子中，对于从存储区域612删除计数信息的情况进行了说明，但删除部523可以从存储区域611中删除，也可以删除存储于任意的存储区域的计数信
肩、ο在此，对于删除部523使用设定时间段进行删除处理的有用性进行说明。例如，也考虑在计数信息从缓冲器521溢出的情况下，随即删除计数信息的情况。如上所述，重建 PET图像时，将通过符合搜索得到的同时计数信息作为投影数据(正弦图)来使用。换而言之，得到对相互抵消伽马射线进行计数的两个计数信息双方而开始用于PET图像重建时。在此，对于将收集的计数信息整体假设为“1”，剩余“T(0 < T < 1) ”，并删除“1-Τ” 的情况进行说明。此时，作为同时计数信息检索的两个计数信息剩余的概率分别为“Τ”，两个计数信息双方剩余的概率变为“τ2”。例如，当“Τ = 0. 5”时，删除后发现同时计数的概率变为删除前发现同时计数的概率的“0. 25倍”。另一方面，对于将设定时间段所包含的计数信息汇总并删除的情况进行探讨。此时，将在设定时间段内的计数信息删除，另一方面，不删除将设定时间段以外的时间段所包含的计数信息。在此，作为同时计数信息进行检索的两个计数信息双方检测时刻之差在时间窗(在第1实施方式中，为10纳秒)以内。如果设定时间段是比时间窗大的时间段，则在由删除部523删除的计数信息组中，只包含作为同时计数信息进行检索的两个计数信息中的另一个的可能性较低。换而言之，在未被删除部523删除的计数信息组中，作为同时计数信息进行检索的两个计数信息双方剩余的概率大致变为“1”。从而，删除后能够发现同时计数的概率与删除前能够发现同时计数的概率不变。以通过该判定部522及删除部523的处理进行的状态，第1实施方式中的同时计数信息生成部5M使用存储于缓冲器521的计数信息来生成同时计数信息。并且，第1实施方式中的PET图像重建部526以通过进行判定部522及删除部523的处理的状态，使用根据存储于缓冲器521的计数信息生成的同时计数信息，来对PET图像进行重建。这样，在第1实施方式中，即使通过将设定时间段所包含计数信息沿时间轴间歇性地删除，删除计数信息，与随机删除时相比仍能够抑制同时计数信息数的减小幅，能够抑制PET图像的画质的劣化。使用图10，示出第1实施方式的PET-CT装置100进行的PET图像摄影处理的流程的一例。图10是表示第1实施方式进行的PET-CT装置的PET图像摄影处理的流程的一例的流程图。另外，PET-CT装置100在下面说明的一系列处理之前，对X射线CT图像进行摄影。如图10所示，在PET-CT装置100中，如果从利用者接收摄影要求(步骤SlOl的 “是”)，则控制部540使PET扫描仪200工作，PET扫描仪200收集计数信息(步骤S102)。 艮口，每当PET扫描仪200检测到伽马射线，则收集检测位置、能量值和检测时刻。并且，计数信息收集部520接收由PET扫描仪200收集的计数信息并保存于缓冲器521中(步骤S103)。并且，同时计数信息生成部5 通过参照保存于缓冲器521的计数信息中的“检测时刻”，检索检测时刻的差在时间窗以内的计数信息的组合，来生成同时计数信息(步骤S104)。并且，PET图像重建部5 使用由同时计数信息生成部5 而生成的同时计数信息重建PET图像(步骤S105)。使用图11示出基于第1实施方式的控制台装置500的高计数率时的计数信息删除处理的流程的一例。图11是表示基于第1实施方式的控制台装置的高计数率时的计数信息删除处理的流程的一例的流程图。如图11所示，如果到了任意的判定时刻(步骤S201的“是”)，则判定部522识别保存于缓冲器521的计数信息的容量(步骤S202)。并且，在由判定部522判定为超过阈值的情况下(步骤S203的“是”)，则删除部 523从保存于缓冲器521的计数信息中，将检测时刻在设定时间段的计数信息沿时间轴间歇性地删除(步骤S204)，结束处理。进而，设定时间段是比用于生成同时计数信息所使用的规定时间段长的时间段，另外，设定为比用于生成PET图像重建所使用的同时计数信息的计数信息的收集所要的时间段短的时间段。另一方面，在未由判定部522判定为超过阈值(步骤S203的“否”)，则不删除计数信息，结束处理。如上所述，在第1实施方式中，计数信息收集部520根据对来自伽马射线的光进行计数的检测器210所输出的计数结果来收集包含伽马射线的检测时间的计数信息并保存于缓冲器521中。并且，判定部522判定存储于缓冲器521中的计数信息的容量是否超过阈值。并且，当删除部523通过判定部522判定为超过阈值时，则在从检测器210收集的计数信息中，将检测时间位于比用于将相互抵消伽马射线大致同时计数的两个计数信息作为同时计数信息生成所用的规定的时间段大的时间段内的计数信息沿时间轴间歇性地删除。 即，在将收集的计数信息整体设为“ 1 ”、剩余“T(0 < T < 1) ”、将“ 1-T”随机删除的方法中， 作为同时计数信息进行检索的两个计数信息双方剩余的概率变为“T2”。对此，根据第1实施方式，未由删除部523进行删除的计数信息组中，能够将作为同时计数信息进行检索的两个计数信息双方剩余的概率大致设为“1”，可以抑制PET图像的质量的劣化。另外，在第1实施方式中，用于删除部523的删除处理的时间段还被设定为比用于生成PET图像重建所使用的同时计数信息的计数信息的收集所要的时间段短的时间段。 艮口，在第1实施方式中，可以避免过多地删除计数信息，能够确保重建PET图像。(第2实施方式)在第2实施方式中，对于控制台装置500进行使用与删除部523进行的删除处理相关的信息的修正处理的情况，使用图12 图14进行说明。图12 图14是用于说明第 2实施方式的控制台装置进行的修正处理的图。通过参照PET图像，医师判断由关心区域(ROI =Region Of Interest)中的标记化合物进行修饰的药剂的集成量，例如，进行肿瘤的有无等图像诊断。ROI内的药剂的集成量与将由集成于该ROI内的药剂放射出的相互抵消伽马射线进行同时计数的结果成比例。下面，将同时计数相互抵消伽马射线的结果记载为“计数(Counts)”。图12示出以横轴作为表示药剂的集成量的标记化合物的活性(Activity)，以纵轴为计数(Counts)的图。活性与计数成比例关系，因此，将活性与计数图示出的图，理想地，如图12所示， 变为具有线形性的直线10。但是，高计数时，检测器210的不灵敏时间(Dead Time)变大， 另外，用于生成计数信息的处理对象的数据堆积起来(pile up)。另外，以往，高计数时，从缓冲器521随机地将计数信息删除。因此，在以往的PET装置中，例如如果活性与规定值相比变大，则测量的计数急剧下降，另外，计数的下降程度不一定。因此，以往将计数与活性图示出的图，例如，变为图12所示的折线11。另一方面，在第1实施方式中，以将检测时刻在设定时间段的计数信息沿时间轴间歇性地删除的方式，进行删除处理的控制。从而，删除后能够发现的同时计数的概率与删除前能够发现的同时计数的概率大致相同。其结果，将在第1实施方式的PET-CT装置100 中测量的计数对于活性图示出的图与以往相比，减少了计数的下降度，另外，计数的下降程度也变得平滑。因此，在第1实施方式中，将计数与活性图示出的图变为例如图12所示的平滑的曲线12。通过进行删除处理的控制，在第1实施方式中进行重建的PET图像变为大致将摄影时引起的相互抵消事件网罗的图像。但是，表示在第1实施方式中进行重建的PET图像的 ROI内的集成量像素值在进行删除处理时，与实际的集成量相对应的像素值相比变低。艮口， 在第1实施方式中重建的PET图像是定性地反映ROI内的药剂的集成量的图像，但有时不是保证ROI内的药剂的集成量的定量性的图像。但是，根据与删除部523沿时间轴间歇性地进行删除处理相关的信息，对于“摄影时收集的计数信息的总数”的“删除的计数信息数”比例是既知的。即，删除部523进行的删除处理中的计数信息的删除率变为既知的值。例如，设摄影时产生的同一 LOR中的相互抵消事件的总数为“N”，删除率为“ α (其中，α <1)”。此时，第1实施方式中同时计数信息生成部5Μ生成的同时计数信息平均地变为将摄影时产生的同一 LOR中的相互抵消事件的数量计数为NX (l-α)，，的结果。从而，为了将计数结果修正为真的计数结果，通过使用基于删除率的系数数“1/ (l-α) ”，图12所示曲线12能够补充与直线10大致有同一线形性的直线。因此，第2实施方式的控制台装置500将根据缓冲器521存储的计数信息而生成的同时计数信息，进行基于删除部523进行的删除处理中的计数信息的删除率而修正的第 1修正处理。或者，第2实施方式的控制台装置500将根据缓冲器521存储的计数信息而生成的同时计数信息从而重建的PET图像，进行基于删除部523进行的删除处理中的计数信息的删除率而修正的第2修正处理。进行第1修正处理时，例如，如图13所示，修正部527设置于同时计数信息存储部525与PET图像重建部5 之间。同时计数信息存储部525存储有同时计数信息生成部 524从缓冲器521中使用计数信息生成的同时计数信息。修正部527基于删除率生成将同时计数信息进行修正的修正同时计数信息。例如，修正部527通过将同时计数信息中的各 LOR的数乘以基于删除率的系数“1/(1-α) ”，从而生成修正同时计数信息。并且，PET图像重建部5 使用修正同时计数信息来重建PET图像。另外，修正部527也可以设置于同时计数信息生成部524与同时计数信息存储部525之间。此时，修正部527根据同时计数信息生成部524生成的同时计数信息来生成修正同时计数信息，并将修正同时计数信息保存于同时计数信息存储部525中。进行第2修正处理时，例如，如图14所示，修正部5 设置于PET图像重建部526 的后部。同时计数信息存储部525存储有同时计数信息生成部5M从缓冲器521使用计数信息生成的同时计数信息。PET图像重建部5 使用同时计数信息存储部525存储的同时计数信息对PET图像进行重建。并且，修正部5 根据删除率来修正PET图像重建部5 进行重建的PET图像。例如，修正部5 通过使PET图像的各像素的像素值乘以“1/(1-α ) ”从而根据PET图像生成修正图像。通过进行第1修正处理或第2修正处理来使高计数时的PET图像的定量性复活。 艮口，可以在PET图像中保证ROI内或ROI周围部位的定量性。上述的修正处理在使用PET图像进行全身检查时特别有用。在全身检查中，例如， 将被检体402分为一部分重复的多个摄影部位，一边使床板401移动一边将各摄影部位的 PET图像进行摄影。但是，由于药剂的集成量由于摄影部位的不同而不同，因此进行第1实施方式中说明的删除处理的控制时，在摄影部位间删除率不同。此时，尽管是相同的集成量，但每个PET图像的像素值也可能不同。因此，例如，参照将在第1实施方式中重建的多个摄影部位各自的PET图像进行合成的全身PET图像，来比较不同的摄影部位各自的ROI 间药剂的集成量，有时变得很困难。通过进行基于上述的删除率的修正处理，可以使摄影部位各自的PET图像的定量性复活。即，通过进行第1修正处理或第2修正处理，可以使变为相同集成量的像素的像素值在PET图像之间大致相同。因此，例如，在第2实施方式中，能够参照全身PET图像，保证在不同摄影部位各自的ROI间比较药剂的集成量。另外，是否实行第1修正处理或第2修正处理，能够由操作者任意选择。
(第3实施方式)另外，上述的第1及第2实施方式以外，也可以在其他的实施方式实施。因此，下面，示出其他的实施方式。例如，在上述的第1及第2实施方式中，对于判定部522判定存储于缓冲器521的计数信息的容量的情况进行了说明，但第1实施方式并不限于此。例如，判定部522可以保持缓冲器521的空闲容量的阈值，也可以判定缓冲器521的空闲容量。另外，例如，在上述的第1及第2实施方式中，对于删除部523将存储于缓冲器521 的计数信息进行删除的情况进行了说明，但第1实施方式并不限于此。例如，删除部523在接收计数信息的阶段中，通过使用包含于计数信息的检测时刻进行滤除，从而可以删除计数信息。总之，也可以在保存于缓冲器521之前删除计数信息。另外，例如，在上述的第1及第2实施方式中，对于控制台装置500从PET扫描仪 200接收计数信息并使用的情况进行了说明，但并不限于此。例如，控制台装置500也可以从PET扫描仪200来接收基于检测器210的计数结果本身。此时，控制台装置500接收从光电倍增管213输出的波形数据本身，并根据接收的波形数据生成计数信息。另外，在第1及第2实施方式中进行说明的各处理中，可以将作为自动地进行的装置而进行说明的处理的全部或者一部分手动地进行，或者，可以将作为手动地进行的装置来进行说明的处理的全部或者一部分以公知的方法自动地进行。另外，对于包含上述说明书中或附图中示出的处理顺序、控制顺序、具体的名称、各种数据或参数的信息(图1 图 14)，除了特别叙述时可以任意变更。另外，图示的各装置的各构成要素是功能概念性的，不必物理性地如图示所示地构成。即，各装置的分散 综合所谓具体的形态并不限于图示，可以将其全部或者一部分根据各种负荷或使用状况等，以任意的单位进行功能性或者物理性地分散·综合而构成。另外，在第1及第2实施方式中说明的核医学成像装置所执行的控制方法可以通过将预先准备的控制程序在个人计算机或工作站等计算机中进行实行而实现。另外，控制程序存储于硬盘，软盘(FD)，⑶-ROM，MO, DVD等可以由计算机读取的存储介质中，可以通过计算机从存储介质中读出来实行。如上所述，根据第1 第3实施方式，能够抑制PET图像的质量的劣化。对于本发明的几个实施方式进行了说明，但这些实施方式是作为例子进行介绍的，没有限定发明的范围的意图。这些实施方式能够以其他的各种形态进行实施，在未脱离发明的要旨的范围内，可以进行各种的省略、置换、变更。这些实施方式或其变形与包含于发明的范围或要旨中一样，与权利要求的范围中所记载的发明一起包含于其均等的范围中。
1权利要求
1.一种核医学成像装置，其特征在于，具备保存部，根据对来自伽马射线的光进行计数的检测器所输出的计数结果来收集包含伽马射线的检测时间的计数信息并保存于规定的存储部；判定部，判定存储于上述规定的存储部的计数信息的容量是否超过阈值；以及删除部，当由上述判定部判定为超过上述阈值时，从通过上述检测器收集的计数信息中，将检测时间位于比用于将对相互抵消伽马射线大致同时计数的两个计数信息作为同时计数信息而生成的规定的时间段大的时间段内的计数信息沿时间轴间歇性地删除。
2.根据权利要求1所述的核医学成像装置，其特征在于进而，上述删除部的删除处理所用的时间段是比用于生成核医学图像的重建所使用的同时计数信息的计数信息的收集所需的时间段小的时间段。
3.根据权利要求1所述的核医学成像装置，其特征在于，还具备修正部，对根据上述规定的存储部所存储的计数信息生成的同时计数信息，或根据该同时计数信息重建的核医学图像，基于上述删除部进行的删除处理中的计数信息的删除率进行修正。
4.一种控制方法，其特征在于，包含，保存部根据对来自伽马射线的光进行计数的检测器所输出的计数结果来收集包含伽马射线的检测时间的计数信息并保存于规定的存储部中，判定部判定存储于上述规定的存储部的计数信息的容量是否超过阈值，由上述判定步骤判定为超过上述阈值时，删除部从由上述检测器收集的计数信息中， 将检测时间位于比用于将对相互抵消伽马射线大致同时计数的两个计数信息作为同时计数信息而生成的规定的时间段大的时间段内的计数信息沿时间轴间歇性地删除。
全文摘要
本发明提供一种核医学成像装置，该装置具有计数信息收集部(520)、判定部(522)、删除部(523)。计数信息收集部(520)根据计算来自伽马射线的光的检测器输出的计数结果来收集包含伽马射线的检测时间的计数信息并保存于缓冲器(521)中。判定部(522)判定存储于缓冲器(521)的计数信息的容量是否超过阈值。并且，当删除部(523)通过判定部(522)判定为超过阈值时，则从通过检测器收集的计数信息中，将检测时间位于比用于将相互抵消伽马射线大致同时计数的两个计数信息生成同时计数信息所用的规定的时间段大的时间段内的计数信息沿时间轴间歇性地删除。
文档编号G01T1/161GK102487607SQ201180002112
公开日2012年6月6日 申请日期2011年8月31日 优先权日2010年8月31日
发明者勅使川原学 申请人:东芝医疗系统株式会社, 株式会社东芝