本发明涉及一种检测从被检体放射的湮灭放射线对并将被检体内的放射性药剂分布进行成像的放射线断层摄影装置，特别是涉及一种具备吸收校正功能的放射线断层摄影装置。
背景技术：
在医疗机构中，配备了一种使放射性药剂的分布成像的放射线断层摄影装置。对这种放射线断层摄影装置的具体的结构进行说明。以往的放射线断层摄影装置具备由检测放射线的放射线检测器排列为圆环状而构成的检测器环。该检测器环对从被检体内的放射性药剂照射的彼此为相反方向的一对放射线(湮灭放射线对)进行检测(例如，参照专利文献1)。
作为这种放射线断层摄影装置的一种，存在一种头部检查用的放射线断层摄影装置。具体地说明该头部检查用图像摄影装置。图22是对以往的头部检查用图像摄影装置进行说明的图。在以往的头部检查用图像摄影装置中，在检查时，被检体的头部被导入检测器环62中。在该状态下，检测器环62检测从被检体照射的湮灭放射线对。
检测器环62确定从头部发出的湮灭放射线对的产生源，基于该位置信息来生成表示放射性药剂的分布的图像。放射性药剂具有集中在淀粉样蛋白集聚的部位的性质，因此如果诊断放射性药剂的分布图，则能够进行与痴呆症有关的诊断。
这种放射线断层摄影装置存在所生成的图像不清晰这样的问题。头部内的放射线的吸收成为该图像紊乱的原因。在头部内产生的湮灭放射线对穿透头部后入射到检测器环62。头部具有某种程度上吸收放射线的特性。根据头部的部位的不同，该吸收特性不同。因而，当想要生成放射性药剂的分布图像时，被检体内的放射线吸收特性变得不均匀并叠加于图像上。
因此，在以往结构的放射线断层摄影装置中，测量头部内的放射线的吸收特性(透射数据)，并基于该结果校正检测器环62的检测结果(例如参照专利文献1)。将这种校正动作称为吸收校正。图23示出了具有吸收校正功能的放射线断层摄影装置。通过从位于被检体的体外的放射线源产生放射线来测量透射数据。用于获取该透射数据的检测器环63与用于检测从头部发出的湮灭放射线对的检测器环62是不同器件。检测器环62、63双方以共用中心轴的方式邻接地排列。在检测器环63的内部配置环型的放射线源。
从环型的放射线源产生的放射线横穿被检体的头部后被用于获取透射数据的检测器环63检测。如果进行这种放射线的检测，则能够获得与头部有关的透射数据。该透射数据表示放射性药剂的分布图像中叠加的放射线的吸收特性的不均匀。因而，能够基于透射数据来进行吸收校正。
作为获取透射数据的方法，除了在图23中说明的方法以外，想出利用ct装置、mri装置来代替用于获取透射数据的检测器环63。
专利文献1：日本特开2007-086089号公报
技术实现要素：
发明要解决的问题
然而，以往的放射线断层摄影装置存在另行需要用于测量透射数据的摄影装置这样的问题。
在图23示出的装置中，利用检测器环62进行头部内的湮灭放射线对的测量，利用用于获取透射数据的检测器环63获取了透射数据。这样，通过并排地配置两个检测器环，能够以流程作业的方式执行生成清晰的分布图像所需要的放射线的检测。然而，由于为了测量透射数据而增加了检测器环，因此装置的制造成本增加。在增设ct装置、mri装置来代替检测器环的情况下也同样存在这样的问题。
那么，仅利用检测器环62可能无法完成必要的放射线的检测。这种方法在技术上是可行的。即，如果在将被检体和放射线源导入到检测器环62的状态下获取透射数据，接着在使放射线源从检测器环62分离的状态下进行头部内的湮灭放射线对的测量，则即使不设置新的检测器环也能够完成生成分布图像所需要的放射线的检测。
但是，在这种方法中，不能同时进行透射数据的获取和湮灭放射线对的测量。在正获取透射数据的期间内，检测器环62无法测量湮灭放射线对，反之亦然。也就是说，当想要仅利用检测器环62完成必要的放射线的检测时，摄影时间延长。基于减轻对被检体的负担的观点，这种情况是不期望的。
本发明是鉴于这种情况而完成的，其目的在于提供一种能够利用单个检测器环同时进行透射数据的获取和湮灭放射线对的测量的放射线断层摄影装置。
用于解决问题的方案
本发明为了解决上述问题而采用如下结构。
即，本发明所涉及的信息处理装置搭载于具备(p1)检测器环的放射线断层摄影装置，该检测器环对由分布于被检体内的放射性药剂产生的湮灭放射线对进行检测，该信息处理装置的特征在于，具备：(a)产生位置确定单元，其基于湮灭放射线对入射到检测器环时的时间差和湮灭放射线对在检测器环上的入射位置来确定湮灭放射线的产生位置；(b1)数据挑选单元，其从表示由产生位置确定单元确定的放射线的产生位置的数据中挑选与在被检体的表面附近产生的湮灭放射线对有关的数据；(c1)吸收特性分布计算单元，其基于挑选出的数据，在被检体的表面附近产生的湮灭放射线对中，以向形成被检体表面的曲面的切线方向飞去的湮灭放射线对的检测次数为基准，来计算湮灭放射线对中的一道湮灭放射线向贯穿被检体的方向飞去的湮灭放射线对的检测次数由于被检体内的吸收而减少了何种程度，由此计算表示被检体内的湮灭放射线的吸收特性的分布的吸收特性分布数据；以及(d)图像生成单元，其基于表示由产生位置确定单元确定的放射线的产生位置的数据来生成表示被检体内的放射性药剂的分布的图像，其中，(e)图像生成单元通过基于吸收特性分布数据执行吸收校正来生成图像。
[作用和效果]根据本发明，能够通过利用单个检测器环同时进行透射数据的获取和湮灭放射线对的测量来兼顾pet装置的制造成本的削减和对被检体的负担的减轻。本发明所涉及的放射线摄影装置是tof-pet，能够基于湮灭放射线对入射到检测器环时的时间差来确定湮灭放射线的产生位置。本发明利用了这种tof-pet的特性。
本发明的最大的特征在于，根据与在被检体的表面附近产生的湮灭放射线对有关的数据来计算表示被检体内的湮灭放射线的吸收特性的分布的吸收特性分布数据(透射数据)。在tof-pet中，由于已知所检测到的湮灭放射线对的产生位置，因此能够挑选与该湮灭放射线对有关的数据。
通过向在检测器环与被检体之间产生的间隙插入放射线源(外部线源)，并使放射线透过被检体，来执行以往的透射数据的获取。本发明的发明人并未局限于这种技术常识，思考了被投放于被检体的放射性药剂是否能成为该放射线源的替代品呢。放射性药剂在被检体的全身循环，因此在被检体的表面也分布某种程度的放射性药剂。因此，萌生了将该被检体的表面蓄积的放射性药剂用于以往的外部线源的替代品这样的想法。
根据本发明，能够通过检测源自被检体的放射性药剂来获得透射数据，因此不需要进行透射数据专用的摄影。由此，不需要透射数据专用的检测器环，也不需要在透射数据专用的摄影上耗费时间。
另外，根据本发明，能够获得更适于吸收校正的透射数据。在以往的利用外部线源的方法中，不能获取忠实地表现放射性药剂的吸收分布的透射数据。这是由于从外部线源发出的放射线的能量与从放射性药剂发出的放射线的能量互不相同。根据本发明，构成为以源自放射性药剂的放射线本身来获取透射数据，因此能够计算更加忠实地示出源自放射线药剂的放射线被如何吸收的透射数据。
另外，在上述的信息处理装置中，更为优选的是，数据挑选单元所挑选的数据是与由处于被检体皮肤下的毛细血管中蓄积的放射性药剂产生的湮灭放射线对有关的数据。
[作用和效果]上述结构具体地确定了用于计算吸收特性分布数据的被检体的表面附近。如果数据挑选单元所挑选的数据是与由处于被检体皮肤下的毛细血管中蓄积的放射性药剂产生的湮灭放射线对有关的数据，则能够更加可靠地计算吸收特性分布数据。
另外，在上述的信息处理装置中，更为优选的是，吸收特性分布计算单元以如下方式进行动作：将向贯穿被检体的方向飞去的湮灭放射线对的检测次数除以向形成被检体表面的曲面的切线方向飞去的湮灭放射线对的检测次数来计算放射线的吸收率。
[作用和效果]上述结构说明了本发明的具体的结构。如果将向贯穿被检体的方向飞去的湮灭放射线对的检测次数除以向形成被检体表面的曲面的切线方向飞去的湮灭放射线对的检测次数来计算放射线的吸收率，则能够可靠地获取被检体内的湮灭放射线的吸收特性。
另外，在上述的信息处理装置中，更为优选的是，数据挑选单元基于事先获取到的表示被检体的轮廓的形状的数据来进行动作。
[作用和效果]上述结构说明了本发明的具体的结构。在存在事先获取到的表示被检体的轮廓的形状的有效的数据的情况下，数据挑选单元能够利用该有效的数据进行动作。
另外，本发明所涉及的信息处理装置搭载于具备(p2)检测器环和放射线源的放射线断层摄影装置，其中，该检测器环对由分布于被检体内的放射性药剂产生的湮灭放射线对进行检测，该放射线源是从被检体外部照射放射线的结构，被配置在检测器环内，该信息处理装置的特征在于，具备：(a)产生位置确定单元，其基于湮灭放射线对入射到检测器环时的时间差和湮灭放射线对在检测器环上的入射位置来确定湮灭放射线的产生位置；(b2)数据挑选单元，其从表示由产生位置确定单元确定的放射线的产生位置的数据中挑选与由放射线源产生的放射线对有关的数据；(c2)吸收特性分布计算单元，其基于挑选出的数据来计算表示被检体内的湮灭放射线的吸收特性的分布的吸收特性分布数据；以及(d)图像生成单元，其基于表示由产生位置确定单元确定的放射线的产生位置的数据来生成表示被检体内的放射性药剂的分布的图像，其中，(e)图像生成单元通过基于吸收特性分布数据执行吸收校正来生成图像。
[作用和效果]上述结构说明了本发明的其它结构。根据该结构，也能够通过利用单个检测器环同时进行透射数据的获取和湮灭放射线对的测量来兼顾pet装置的制造成本的削减和对被检体的负担的减轻。
本发明所涉及的放射线摄影装置是tof-pet，能够基于湮灭放射线对入射到检测器环时的时间差来确定湮灭放射线的产生位置。本发明利用了这种tof-pet的特性。
通过向在检测器环与被检体之间产生的间隙插入放射线源(外部线源)，并使放射线透过被检体，来执行以往的透射数据的获取。之后，使外部线源从检测器环分离，此次对由分布于被检体内的放射性药剂产生的放射线执行检测来获取发射数据。本发明的发明人并未局限于这种技术常识，思考了是否在导入了外部线源的状态下不仅无法获取透射数据，甚至连发射数据也无法获取呢。
根据本发明，具备数据挑选单元，该数据挑选单元能够从由检测器环检测到的数据分离出与源自外部线源的放射线有关的数据来生成透射数据。在由检测器环检测到的数据中还包含与源自被检体内的放射性药剂的放射线有关的数据。因而，只要针对该数据进行利用了透射数据的吸收校正，就能够获得去除了被检体的吸收特性的放射性药剂的分布图像。
根据本发明，根据存在外部线源和不存在外部线源的不同条件，不进行两次摄影，而仅通过进行存在外部线源的摄影就能够获取分布图像。
另外，本发明能够应用于头部摄影用的放射线摄影装置等各种装置。
发明的效果
根据本发明，能够通过利用单个检测器环同时进行透射数据的获取和湮灭放射线对的测量来兼顾pet装置的制造成本的削减和对被检体的负担的减轻。即，根据与在被检体的表面附近产生的湮灭放射线对有关的数据来计算表示被检体内的湮灭放射线的吸收特性的分布的透射数据。根据本发明，能够通过源自被检体的放射性药剂的检测来获得透射数据，因此不需要进行透射数据专用的摄影。
附图说明
图1是说明实施例1所涉及的放射线断层摄影装置的功能框图。
图2是说明实施例1所涉及的检测器环的俯视图。
图3是说明实施例1所涉及的放射线检测器的立体图。
图4是说明实施例1所涉及的lor的示意图。
图5是说明实施例1所涉及的tof的示意图。
图6是说明实施例1所涉及的原始数据的示意图。
图7是说明实施例1所涉及的数据处理的概要的概念图。
图8是说明实施例1所涉及的轮廓提取处理的示意图。
图9是说明实施例1所涉及的数据挑选处理的示意图。
图10是说明实施例1所涉及的原始数据的特性的示意图。
图11是说明实施例1所涉及的数据挑选处理的示意图。
图12是说明实施例1所涉及的吸收特性分布计算处理的示意图。
图13是说明实施例1所涉及的吸收特性分布计算处理的示意图。
图14是说明实施例1所涉及的吸收特性分布计算处理的示意图。
图15是说明实施例1所涉及的吸收特性分布计算处理的示意图。
图16是说明实施例1所涉及的吸收特性分布计算处理的示意图。
图17是说明实施例1所涉及的断层图像生成处理的示意图。
图18是说明实施例2所涉及的放射线断层摄影装置的功能框图。
图19是说明实施例2所涉及的放射线源的移动的俯视图。
图20是说明实施例2所涉及的原始数据的示意图。
图21是说明实施例2所涉及的吸收特性分布计算处理的示意图。
图22是对以往结构所涉及的头部用pet装置进行说明的示意图。
图23是对以往结构所涉及的头部用pet装置进行说明的示意图。
具体实施方式
以下，参照附图对本发明所涉及的放射线断层摄影装置的实施例进行说明。实施例1的γ射线是本发明的放射线的一例。此外，实施例1的结构为头部检查用图像诊断装置。即，实施例1的放射线断层摄影装置是将分布在头部的放射性药剂进行成像并生成断层图像的pet(positronemissiontomography：正电子发射断层成像)装置的一种。此外，头部检查用的放射线摄影装置是实施方式的一例。本发明也能够应用于全身用的装置、乳房诊察用的装置等其它结构的放射线断层摄影装置。另外，本发明的前提在于是后述的tof(timeofflight：飞行时间)-pet所涉及的装置。从放射性药剂放射的湮灭放射线对具有511kev的能量。
实施例1
图1是本发明所涉及的放射线断层摄影装置的功能框图。即，本发明所涉及的装置具备将被投放了正电子放射型的放射性药剂的被检体的头部导入的检测器环12以及与信息处理有关的各部21、22、23、24、25。检测器环12是具有铅垂的中心轴的环状的结构，是对由在被检体的头部分布的放射性药剂产生的湮灭放射线对进行检测的结构。此外，在本说明书中，将与信息处理有关的各部统称为信息处理装置。
对检测器环12的结构进行说明。关于检测器环12，例如10个放射线检测器1排列成在与z方向(铅垂方向)垂直的平面上的虚拟圆，由此形成一个单位环12a。将例如3个该单位环12a沿z方向排列来构成检测器环12(具体地说，参照图2)。
简单地说明放射线检测器1的结构。图3是说明实施例1所涉及的放射线检测器的结构的立体图。如图3所示，放射线检测器1具备将放射线转换为光的闪烁体2和由用于检测光的硅光电倍增管构成的光检测器3。而且，在闪烁体2与光检测器3之间的位置处具备用于发送和接收光的光导件4。
闪烁体2是由闪烁体晶体三维地排列而构成的。闪烁体晶体由使ce扩散得到的lu2(1-x)y2xsio5(以下，称为lyso)构成。而且，光检测器3能够确定光的产生位置，并且还能够确定光的强度、光的产生时刻，其中，光的产生位置是指从哪一个闪烁体晶体发出光。另外，实施例1的结构的闪烁体2只不过是能够采用的方式的例示。因而，本发明的结构并不限于此。
向同时计数部21(参照图1)发送从检测器环12输出的检测信号。同时入射到检测器环12的两道γ射线是由被检体内的放射性药剂引起的湮灭γ射线对。同时计数部21按构成检测器环12的闪烁体晶体中的每两个闪烁体晶体的组合来对检测到湮灭γ射线对的次数进行计数，并将该结果发送到产生位置确定部22。在由同时计数部21进行的检测信号的同时性的判断中利用由时钟对检测信号附加的时刻信息。产生位置确定部22相当于本发明的产生位置确定单元。
对同时计数部21而言的同时并非意味着时刻的完全一致。即使入射到检测器环12的两道γ射线的检测时刻存在稍微的偏差，同时计数部21也认定为是湮灭γ射线对。这也说明，用检测器环12检测出湮灭γ射线对的时刻能够预测到存在稍微的偏差。同时计数部21能够通过放宽γ射线的同时性的判断来可靠地捕捉湮灭γ射线对。
对在湮灭γ射线对的检测中产生时间差的理由进行说明。图4示出了用检测器环12检测到湮灭γ射线对的情形。湮灭γ射线对沿180°相反方向行进，因此当设为湮灭γ射线对中的一道湮灭γ射线沿左上方向行进并入射到某个闪烁体晶体时，湮灭γ射线对中的另一道湮灭γ射线沿右下方向行进并入射到其它闪烁体晶体。将连接这两个闪烁体晶体的直线称为lor(lineofresponse：响应线)，湮灭γ射线对在该线上的某处产生。
图5左侧表示与湮灭γ射线对检测有关的时间差δt为零时。在该情况下，湮灭γ射线对在lor的中间点p1处产生。湮灭γ射线对在行进相同的距离之后入射到闪烁体晶体，因此在湮灭γ射线对之间，从产生湮灭γ射线对起直到检测到湮灭γ射线对为止所耗费的时间相同。
图5右侧表示与湮灭γ射线对检测有关的时间差δt不为0时。在该情况下，湮灭γ射线对在从lor的中间偏离的点p2处产生。湮灭γ射线对在行进不同的距离之后入射到闪烁体晶体，因此从产生湮灭γ射线对起直到检测到湮灭γ射线对为止所耗费的时间产生了差。
由于存在这种情况，因此同时计数部21一边允许某种程度的时间差一边判断γ射线的同时性。
这种情况表示能够确定湮灭γ射线对的产生位置的情况。在图4的说明中，说明了湮灭γ射线对的产生位置处于lor上的某处的情况，如果利用检测到湮灭γ射线对的时间差，则能够进一步锁定湮灭γ射线对的产生位置。即，当与湮灭γ射线对检测有关的时间差δt为0时，如图5左侧所示那样获知在lor的中间点p1处产生湮灭γ射线对。另外，例如当与湮灭γ射线对检测有关的时间差δt不为0时，能够根据时间差的大小和哪一道γ射线的检测早来获知湮灭γ射线对的产生位置。
实施例1所涉及的放射线摄影装置为基于这种想法获知湮灭γ射线对的产生位置的结构。将这种结构的装置称为tof-pet。同时计数部21将与同时计数有关的数据发送到产生位置确定部22。与同时计数有关的数据并不仅意味着湮灭γ射线对的计数数，还包含与湮灭γ射线对中的每道湮灭γ射线有关的个别信息。产生位置确定部22基于与同时计数有关的数据来确定湮灭γ射线对的产生位置。通过这样，产生位置确定部22基于湮灭放射线对入射到检测器环12时的时间差和湮灭放射线对在检测器环12上的入射位置来确定湮灭放射线的产生位置。
图6表示基于由产生位置确定部22确定的湮灭γ射线对的产生位置来使放射性药剂的分布成像的映射图。图6映射出将被检体的头部进行切片得到的平面上的放射性药剂的浓度。因而，在图6中呈现为圆形的是被检体的头部的断层像。这种映射图为在用剖面线表示的药剂分布的像上叠加有用斜线表示的γ射线的吸收特性的分布像的图。对诊断有效的只有用剖面线表示的药剂分布像，用斜线表示的吸收特性分布像会妨碍准确的诊断。
因此，在本发明中，如图7所示那样成为以下结构：从产生位置确定部22的输出数据提取用斜线表示的吸收特性分布，基于该吸收特性分布来进行吸收校正，由此获得用剖面线表示的药剂分布像。关于以往的吸收校正，构成为在其它摄影中获取用斜线表示的吸收特性分布。本发明的最大特征在于，构成为从产生位置确定部22的输出数据提取吸收特性分布。
从产生位置确定部22输出的原始数据被发送到轮廓提取部23。轮廓提取部23如图8所示那样根据在图6中示出的原始数据来识别被检体的轮廓。作为轮廓的识别方法，既可以根据原始数据生成如图6所示的映射图，并在图像识别中进行轮廓的识别，也可以通过将原始数据中包含的互相平行的lor的计数数进行比较来进行轮廓的识别。由于被检体的头部位于检测器环12的摄影视场的中心，因此在摄影视场的周缘不存在被检体的头部。因而，当从处于摄影视场的一端的lor朝向处于另一端的lor依次观察互相平行的lor的计数数时，由于最初的lor位于摄影视场的周缘，因此不存在放射线检测。当从此处起朝向摄影视场的中心观察各lor时，lor靠近被检体头部，计数数急剧增加。轮廓提取部23也能够通过基于这种原理在互相平行的lor中搜索计数数急剧增加的lor来识别被检体的轮廓。
在被检体的轮廓部中存在易于聚集放射性药剂的毛细血管。因而，集聚于毛细血管的放射性药剂被较高浓度地拍进在图6中说明过的映射图中。轮廓提取部23能够利用这种特性从原始数据提取被检体的轮廓。
将由轮廓提取部23生成的表示摄影视场内的被检体的轮廓的位置的数据发送到数据挑选部24。数据挑选部24从由产生位置确定部22输出的原始数据中挑选与在被检体的轮廓处发出的放射线的检测有关的数据，来生成新的数据。如图9所示，能够认为原始数据是将lor与计数数关联起来的数据。数据挑选部24从这种原始数据中仅挑选与在被检体的轮廓处发出的放射线的检测有关的数据来生成挑选数据。即，数据挑选部24从表示由产生位置确定部22确定的放射线的产生位置的数据中挑选与在被检体的表面附近产生的放射线对有关的数据。数据挑选部24相当于本发明的数据挑选单元。
应该注意的点是，正是由于是tof-pet，才能够进行这种数据挑选。图10说明了这种情况。图10左侧示出了在原始数据中如何描述与lor(lor_a)有关的计数数。该情况下的原始数据叫做同时计数部21的输出，并非top-pet所特有的产生位置确定部22的输出。如观察图10左侧所获知的那样，在原始数据中仅描述了lor_a的计数。因而，即使例如针对lor_a检测到百万个计数，也无法获知从lor上的哪个位置产生了各个计数。因而，在原始数据中，将在图10左侧对从lor_a上的用粗线表示的范围的某处产生的放射线进行检测得到的数据混在一起进行处理。尽管那样，由于湮灭放射线对肯定在被检体内产生，因此与lor_a有关的计数所涉及的放射线在被检体内的某处产生。
与此相比，在本说明书的tof_pet中，能够对在lor_a上观察到的百万个计数的放射线进一步详细地分类。即，在本说明书的装置中，能够基于在图5中说明的原理从百万个计数中获知与lor_a上的点p有关的计数。在图10中，与lor_a上的点p有关的计数为1，000。此外，设为点p位于被检体的轮廓。
当然，穿过点p的lor并非只有lor_a。在图11中描绘了穿过点p的lor_b、lor_c以及lor_d这三条lor。在原始数据中还描述了这些lor，因此与lor_a同样地，还能够获知与各lor上的点p有关的计数。
本发明的数据挑选部24基于这种原理从原始数据提取与穿过位于被检体的轮廓的点p的各lor有关的放射线的检测计数。能够根据由轮廓提取部23输出的数据来容易地获知在摄影视场中何处为被检体的轮廓。数据挑选部24所挑选的数据是与由如利用图6所说明那样处于被检体皮肤下的毛细血管中蓄积的放射性药剂产生的湮灭放射线对有关的数据。
表示与点p有关的放射线的计数数的数据被发送到吸收特性分布计算部25。此时发送的数据是将lor与计数数关联起来的数据，计数数为对在点p处产生的放射线进行计数而得到的。吸收特性分布计算部25相当于本发明的吸收特性分布计算单元。
如图12所示那样考虑穿过点p的两条lor。其中一条lor沿着呈封闭的环的形状的被检体的轮廓的切线方向延伸，另一条lor是贯穿被检体的内部的lor。为了便于说明，设为两条lor互相正交。
在点p处产生的放射线向各个方向放射，因此在飞去方向上应该不存在偏移。也就是说，如图12所示，从点p放射的放射线中的朝向轮廓的切线方向的放射线同朝向与切线方向正交的方向的放射线应该是相同数量。因而，如图12左侧所示，如果设为与切线方向的lor有关的计数数为1000计数，则正交方向的lor的计数数理应也为1000计数。顺便说一下，正交方向的lor穿透被检体像，因此在检测器环12中理应也检测到在图12左侧示出的轮廓的右端产生的放射线。但是，由于本发明所涉及的装置是tof-pet，因此能够获知仅与位于轮廓的左端的点p有关的计数数。
另外，实际上两条lor的计数数并不相同。这是由于在从点p放射的放射线的吸收中存在偏重。图12的右侧说明了这种情况。在点p处产生的放射线并非全部到达检测器环12。这是由于在被检体内发生放射线的吸收。关于该吸收，首先试着考虑切线方向的lor。在点p处产生并向被检体轮廓的切线方向飞去的放射线在产生之后立即脱离被检体。因而，向切线方向飞去的放射线几乎没有被被检体吸收而被检测器环12检测到。
沿着正交方向的lor飞去的放射线不会这样。在点p处产生并向与切线方向正交的正交方向飞去的放射线在到达检测器环12之前必须在被检体内部横穿较长距离。放射线在穿过被检体的期间被吸收了一部分，最终不会全部到达检测器环12。因而，如图12右侧所示，如果将与切线方向的lor有关的计数数设为1000计数，则正交方向的lor的计数数为比1000少的例如500计数。此外，在点p处产生并沿着正交方向的lor飞去的放射线存在朝向点p的右侧飞去的放射线和朝向左侧飞去的放射线这两种放射线。其中，朝向左侧飞去的放射线立即脱离被检体，因此几乎不被吸收就入射到检测器环12。但是，同时计数部21在检测到朝向右侧飞去的放射线和朝向左侧飞去的放射线这两种放射线之后开始对放射线的检测数进行计数。因而，与朝向点p的右侧飞去的放射线被吸收相应地，湮灭放射线对的计数下降。
关于沿着正交方向的lor飞去的放射线被吸收了何种程度，通过将与正交方向的lor有关的计数数同与切线方向的lor有关的计数数进行比较即可获知。这是由于能够将与切线方向的lor有关的计数数考虑为不受放射线吸收的影响的基准。可以说，图12右侧的情况和在被检体内不存在放射线的吸收的情况下的计数数同与切线方向的lor有关的计数数相同，均为1000。正交方向的lor的计数数是500，仅为未吸收时的数量的一半，因此获知与正交方向的lor有关的放射线的吸收率为50％。
如果对这种在不同的lor之间观察到的计数数的差异进行调查，则能够获知被检体内部整体的吸收特性。图13示出针对穿过点p的多个lor1-lor5计算各个吸收率的情形。在这些吸收率的计算中，所有的与切线方向的lor有关的计数数成为基准。吸收特性分布计算部25基于这种原理重复计算与点p有关的吸收率。
图14表示针对与属于被检体的轮廓的点p不同的其它的点p1、点p2计算与lor有关的吸收率的情形。吸收特性分布计算部25基于与用点p说明过的原理相同的原理重复计算与点p1、点2有关的吸收率。吸收特性分布计算部25以该要领针对属于被检体的轮廓的所有点完成吸收率的计算。即，吸收特性分布计算部25以如下方式进行动作：将向贯穿被检体的方向飞去的放射线对的检测次数除以向形成被检体表面的曲面的切线方向飞去的放射线对的检测次数来计算放射线的吸收率。
图15表示基于通过这样得到的吸收率对被检体内的吸收特性进行映射的情形。图15表示针对位于被检体内部的点计算放射线的吸收特性的情形。对图15左侧的点q1进行说明。穿过点q1的各lor均穿过被检体的轮廓。由于实际上利用吸收特性分布计算部25针对属于被检体的轮廓的所有点进行了在图14中说明过的吸收率的计算，因此说明已经针对这些lor均计算出吸收率。由于图15左侧记载的lor均穿过点q1，因此如果将点q1设为易于吸收放射线的部分，则吸收率理应变低。对于处于点q1的附近的点q2而言，也同样为这种情况。
吸收特性分布计算部25能够通过例如对与穿过点q1的lor有关的吸收率的平均值以及与穿过点q2的lor有关的吸收率的平均值进行计算，来评价在各点处放射线的吸收特性有何种差异。在图15中，只有被检体内的两点q1、q2成为问题，但如果针对被检体内包含的所有点计算平均值，则能够针对被检体内整个区域进行放射线的吸收特性的比较。吸收特性分布计算部25基于这种原理，如图16所示那样计算被检体内部的放射线吸收特性的分布，根据原始数据计算表示被检体内的放射线吸收特性的分布的数据。此外，在图16中，为了易于理解，将数据描绘为断层图像，但实际的数据是将位置与强度关联起来的数据集。
这样，吸收特性分布计算部25基于挑选出的数据，以在被检体的表面附近产生的湮灭放射线对中的向形成被检体表面的曲面的切线方向飞去的湮灭放射线对的检测次数为基准，来计算其中一道湮灭放射线向贯穿被检体的方向飞去的湮灭放射线对的检测次数由于被检体内的吸收而减少了何种程度，由此计算表示被检体内的湮灭放射线的吸收特性的分布的吸收特性分布数据。
表示放射线吸收特性的分布的数据被发送到断层图像生成部26。如图17所示，断层图像生成部26根据由产生位置确定部22输出的原始数据并基于表示放射线吸收特性的分布的数据，来生成去除了被检体内的放射线吸收的影响后仅表示被检体内的放射性药剂的分布的断层图像。断层图像生成部26基于表示由产生位置确定部22确定的放射线的产生位置的数据来生成表示被检体内的放射性药剂的分布的图像。此时，断层图像生成部26通过基于吸收特性分布数据执行吸收校正来生成图像。断层图像生成部26相当于本发明的断层图像生成单元。
主控制部31是执行用于实现各部21、22、23、24、25、26的程序的结构。存储部32为存储各部21、22、23、24、25、26进行动作所需的参数、通过各种计算生成的中间数据的结构。操作台33是用于使手术操作者输入检测开始等指示的结构。显示部34是显示断层图像的结构。
如上所述，根据本发明，能够通过利用单个检测器环12同时进行透射数据的获取和湮灭放射线对的测量来兼顾pet装置的制造成本的削减和对被检体的负担的减轻。本发明所涉及的放射线摄影装置是tof-pet，能够基于湮灭放射线对入射到检测器环12时的时间差来确定湮灭放射线的产生位置。本发明利用了这种tof-pet的特性。
本发明的最大的特征在于，根据与源自被检体的表面附近的湮灭放射线对有关的数据来计算表示被检体内的湮灭放射线的吸收特性的分布的吸收特性分布数据(透射数据)。在tof-pet中，由于已知检测到的湮灭放射线对的产生位置，因此能够挑选与该湮灭放射线对有关的数据。
通过向在检测器环12与被检体之间产生的间隙插入放射线源(外部线源)，并使放射线透过被检体，来执行以往的透射数据的获取。本发明的发明人并未局限于这种技术常识，思考了被投放于被检体的放射性药剂是否能成为该放射线源的替代品呢。放射性药剂在被检体的全身循环，因此在被检体的表面也分布某种程度的放射性药剂。因此，萌生了将该被检体的表面蓄积的放射性药剂用于以往的外部线源的替代品这样的想法。
根据本发明，能够通过检测源自被检体的放射性药剂来获得透射数据，因此不需要进行透射数据专用的摄影。由此，不需要透射数据专用的检测器环12，也不需要在透射数据专用的摄影上耗费时间。
另外，根据本发明，能够获得更适于吸收校正的透射数据。在以往的利用外部线源的方法中，不能获取忠实地表现放射性药剂的吸收分布的透射数据。由于从外部线源发出的放射线的能量与从放射性药剂发出的放射线的能量互不相同。根据本发明，构成为以源自放射性药剂的放射线本身获取透射数据，因此能够计算更加忠实地示出源自放射线药剂的放射线被如何吸收的透射数据。
实施例2
接着，对实施例2所涉及的放射线断层摄影装置进行说明。实施例2所涉及的放射线断层摄影装置如图18所示那样在检测器环12内部具有放射线源13是与实施例1的结构大不相同的。在实施例2中，不一定需要轮廓提取部23。
放射线源13是封入了放射662kev的放射线的放射性铯的点线源。该放射线源13被与检测器环12的中心轴平行地延伸的支柱支承，支柱与放射线源移动机构15连接。放射线源13为利用放射线源移动机构15如图19所示那样在被检体的头部的周围绕一周的结构。放射线源移动控制部16是控制放射线源移动机构15的结构。放射线源13是从被检体外部照射放射线的结构，被配置在检测器环12内。
在实施例2所涉及的装置中，一边使放射线源13相对于被检体进行旋转一边进行放射线的检测。因而，在实施例2的装置中，产生位置确定部22输出的原始数据中包含相当于放射线源13的轨迹的如图20所示的圆环型的像。
数据挑选部24从由产生位置确定部22输出的原始数据中挑选与由放射线源13发出的放射线的检测有关的数据，来生成新的数据。如图9所示，能够认为原始数据是将lor与计数数关联起来的数据。数据挑选部24从这种原始数据中仅挑选与由放射线源13发出的放射线的检测有关的数据来生成挑选数据。如在图10中所说明的那样，应该注意以下点：正是由于是tof-pet，才能够进行这样的数据挑选。能够根据放射线源13与检测器环12的位置关系以及放射线源13的移动样式来容易地获知在摄影视场中哪里相当于放射线源13的轨迹。数据挑选部24从表示由产生位置确定部22确定的放射线的产生位置的数据中挑选与由放射线源13产生的放射线对有关的数据。
数据挑选部24将挑选数据发送到吸收特性分布计算部25。因而，在图21中表示与属于放射线源13的轨迹的点p有关的放射线的计数数的数据此时也被发送到吸收特性分布计算部25。被发送的数据是将lor与计数数关联起来的数据，计数数是针对在点p处产生的放射线进行了计数而得到的。吸收特性分布计算部25基于所挑选出的数据来计算表示被检体内的湮灭放射线的吸收特性的分布的吸收特性分布数据。
如图21所示那样考虑穿过点p的lor。lor中的一条lor不穿过被检体而直接入射到检测器环12中，另一条lor是贯穿被检体的内部的lor。
在点p处产生的放射线向各个方向放射，因此按理说在飞去方向上不存在偏重。另外，实际上lor的计数数并不相同。这是由于在从点p放射的放射线的吸收中存在偏重。在点p处产生且不穿过被检体而入射到检测器环12的放射线没有被被检体吸收而被检测器环12检测到。
另外，沿着贯穿被检体的内部的lor飞去的放射线并非如此。这些放射线在到达检测器环12之前必须横穿被检体内部。放射线在穿过被检体的期间被吸收了一部分，最终并非全部到达检测器环12。
通过将与不穿过被检体的lor有关的计数数同与穿过被检体的lor有关的计数数进行比较来获知沿着正交方向的lor飞去的放射线被吸收了何种程度。这是由于能够将与不穿过被检体的lor有关的计数数考虑为不受放射线吸收的影响的基准。
如果对这种在不同的lor之间观察到的计数数的差异进行调查，则能够获知被检体内部整体的吸收特性。图21表示针对穿过点p的多个lor计算各个吸收率的情形。在这些吸收率的计算中，所有的与不穿过被检体的lor有关的计数数成为基准。吸收特性分布计算部25基于这种原理重复计算与点p有关的吸收率。
吸收特性分布计算部25基于与在图21的点p处说明过的原理相同的原理来针对处于放射线源13的轨迹上的其它点重复计算吸收率。吸收特性分布计算部25以该要领针对属于放射线源13的轨迹的所有点完成吸收率的计算。
能够基于通过这样得到的吸收率来映射被检体内的吸收特性。关于该点，已经利用图15说明过。即，吸收特性分布计算部25能够通过例如对与穿过某个点q1的lor有关的吸收率的平均值以及与穿过其它点q2的lor有关的吸收率的平均值进行计算，来评价在各点处放射线的吸收特性有何不同。如果针对被检体内包含的所有点计算平均值，则能够对被检体内整个区域进行放射线的吸收特性的比较。吸收特性分布计算部25基于这种原理计算被检体内部的放射线吸收特性的分布，根据原始数据来计算表示被检体内的放射线吸收特性的分布的数据。此时获得的数据是将位置与强度关联起来的数据集。
表示放射线吸收特性的分布的数据被发送到断层图像生成部26。断层图像生成部26根据由产生位置确定部22输出的原始数据并基于表示放射线吸收特性的分布的数据，来生成去除了被检体内的放射线吸收的影响后仅表示被检体内的放射性药剂的分布的断层图像。关于该动作，与实施例1相同。
如上所述，实施例2的结构说明了本发明的其它结构。根据该结构，也能够通过利用单个检测器环12同时进行透射数据的获取和湮灭放射线对的测量来兼顾pet装置的制造成本的削减和对被检体的负担的减轻。
本发明所涉及的放射线摄影装置是tof-pet，能够基于湮灭放射线对入射到检测器环12时的时间差来确定湮灭放射线的产生位置。本发明利用了这种tof-pet的特性。
通过向在检测器环12与被检体之间产生的间隙插入放射线源(外部线源)，并使放射线透过被检体，来执行以往的透射数据的获取。之后，使外部线源从检测器环12分离，此次对由分布于被检体内的放射性药剂产生的放射线执行检测来获取发射数据。本发明的发明人并未局限于这种技术常识，思考了是否在导入了外部线源的状态下不仅无法获取透射数据，甚至连发射数据也无法获取呢。
根据本发明，具备数据挑选部24，该数据挑选部24能够从由检测器环12检测到的数据分离出与源自外部线源的放射线有关的数据来生成透射数据。在由检测器环12检测到的数据中还包含与源自被检体内的放射性药剂的放射线有关的数据。因而，只要针对该数据进行利用了透射数据的吸收校正，就能够获得去除了被检体的吸收特性的放射性药剂的分布图像。
根据本发明，根据存在外部线源和不存在外部线源的不同条件，不进行两次摄影，而仅通过进行存在外部线源的摄影就能够获取分布图像。
本发明并不限于上述的实施例，能够如下面那样变形并实施。
(1)实施例1的轮廓提取部23从由产生位置确定部22输出的原始数据提取被检体的轮廓，但本发明并不限于该结构。也可以代替原始数据，轮廓提取部23基于在以前ct摄影、mri摄影中得到的断层图像来提取被检体的轮廓。无论经过多少年月，被检体的轮廓都保持大致相同的形状。因而，还能够引用以前拍摄到的ct图像等执行本发明所涉及的pet摄影。本变形例所涉及的数据挑选部24基于事先获取到的表示被检体的轮廓的形状的数据来进行动作。
(2)本发明所涉及的图像处理装置也通过执行以下的处理来实现。即，是以下处理：经由网络或者各种存储介质向系统或装置提供用于实现上述实施方式的功能的软件(程序)，该系统或装置的计算机(或cpu、mpu等)读出程序并执行该程序。
(3)通过取代作为点线源的放射线源13而使用如在图23中说明的环上的放射线源，也能够实现实施例2所涉及的发明。
(4)在本说明书中主要对头部用的pet装置进行了说明，但本发明也能够应用于全身用的pet装置、乳房诊察用的pet装置等其它pet装置。
产业上的可利用性
本发明适于医用领域。
附图标记说明
12：检测器环；22：产生位置确定部(产生位置确定单元)；24：数据挑选部(数据挑选单元)；25：吸收特性分布计算部(吸收特性分布计算单元)；26：断层图像生成部(图像生成单元)。