JP5657925B2 - 核医学イメージング装置及びその制御プログラム - Google Patents

Description

本発明の実施の形態は、核医学イメージング装置及びその制御プログラムに関する。

従来、被検体の生体組織における機能診断を行うことができる医用画像診断装置として、ポジトロンエミッションＣＴ装置（ＰＥＴ装置、ＰＥＴ：Positron Emission computed Tomography）が知られている。具体的には、ＰＥＴ検査では、陽電子放出核種で標識された薬剤が被検体に投与される。そして、ＰＥＴ装置は、薬剤から放出された陽電子が電子と結合して消滅する際に、ほぼ反対方向に放出する５１１ｋｅＶの一対のガンマ線を検出することで、薬剤を取り込んだ被検体の組織分布を示す核医学画像（ＰＥＴ画像）の再構成を行う。

ＰＥＴ装置は、ほぼ反対方向に放出する５１１ｋｅＶの一対のガンマ線を、被検体の周囲に環状に配置されたフォトンカウンティング（photon counting）方式の検出器モジュールからなる検出器を用いて検出する。そして、ＰＥＴ装置は、検出したガンマ線のデータを演算処理することにより、ＰＥＴ画像の再構成を行う。

ところで、検出器モジュールは、入射したガンマ線を可視光に変換するシンチレータ（検出素子）と、光電子増倍管（ＰＭＴ：Photomultiplier Tube）とを有し、ガンマ線を電気信号に変換する。ＰＥＴ装置では、ガンマ線検出の空間分解能を向上させるために、被検体の周囲に環状に配置された検出器モジュールに数万個〜数十万個のシンチレータが備えられている。

ここで、数万個〜数十万個のシンチレータそれぞれのガンマ線の検出感度が異なることから、ＰＥＴ装置では、シンチレータごとのばらつきを平準化するための補正が行われる。例えば、補正方法としては、陽電子放出核種を線源として用いてシンチレータごとの補正値を算出し、算出した補正値によって被検体から得られたガンマ線の検出量を補正する正規化処理が知られている。

特開２００７−１０７９９５号公報

しかしながら、従来技術においては、核医学画像の生成出力に時間を要してしまう場合があった。

実施の形態の核医学イメージング装置は、検出部と、回転部と、放射線情報生成部と、補正値算出部と、再構成制御部とを備える。検出部は、陽電子核種から放出される放射線を検出するための複数の検出素子が環状に配置された環状検出素子群が、所定の軸方向に沿って複数配置される。回転部は、陽電子核種を含む線源が配置された状態で、前記検出部を前記所定の軸を中心にして回転させる。放射線情報生成部は、回転部による回転中に、検出部が検出した放射線量を示す放射線情報を環状検出素子群ごとに生成する。補正値算出部は、放射線情報生成部により生成された環状検出素子群ごとの放射線情報を用いて、環状検出素子群ごとの検出感度を補正するための補正値を算出する。再構成制御部は、陽電子核種を投与された被検体を撮影する際に、検出部が回転されるように回転部を制御し、回転部による回転中に、検出部が検出した放射線量を補正値算出部により算出された検出素子群ごとの補正値により補正した後に、核医学画像を再構成するように制御する。放射線情報生成部は、前記回転部によって回転させられている間に、所定の位置において環状検出素子群によって検出された放射線量を示す情報を前記環状検出素子群それぞれの前記放射線情報として生成する。

図１は、実施例１にかかるＰＥＴ装置の構成を示す図である。 図２は、実施例１における検出器モジュールを示す図である。 図３は、実施例１にかかるシンチレータの環状構造を示す図である。 図４Ａは、実施例１にかかる検出値情報生成部を示す図（１）である。 図４Ｂは、実施例１にかかる検出値情報生成部を示す図（２）である。 図５は、検出値情報記憶部によって記憶される情報の一例を示す図である。 図６は、実施例１にかかる補正を模式的に示す図である。 図７は、実施例１にかかるＰＥＴ装置による補正値算出処理の手順を示すフローチャートである。 図８は、実施例１にかかるＰＥＴ装置による補正処理の手順を示すフローチャートである。

図１は、実施例１にかかるＰＥＴ装置１００の構成を示す図である。図１に示すように、実施例１にかかるＰＥＴ装置１００は、架台装置１０と、コンソール装置２０とを有する。架台装置１０は、被検体Ｐに投与され、被検体Ｐの生体組織に選択的に取り込まれた陽電子放出核種から放出される一対のガンマ線を所定のモニタリング期間において計数する。架台装置１０は、図１に示すように、天板１１と、寝台１２と、寝台駆動部１３と、検出器モジュール１４と、同時計数部１５とを有する。なお、架台装置１０は、図１に示すように、撮影口となる空洞を有する。

天板１１は、被検体Ｐが横臥するベッドであり、寝台１２の上に配置される。寝台駆動部１３は、後述する寝台制御部６１の制御のもと、天板１１を移動することにより、被検体Ｐを架台装置１０の撮影口内に移動させる。

検出器モジュール１４は、被検体Ｐから放出されるガンマ線を検出するフォトンカウンティング（photon counting）方式の検出器である。図２は、実施例１にかかる検出器モジュール１４を示す図である。検出器モジュール１４は、図２に示すように、シンチレータ１４１と、光電子増倍管（ＰＭＴ：Photomultiplier Tube）１４２と、ライトガイド１４３とを有するアンガー型の検出器である。

シンチレータ１４１は、被検体Ｐから放出されて入射したガンマ線を可視光に変換する検出素子である。例えば、シンチレータ１４１は、ＮａＩやＢＧＯなどが、図２に示すように、２次元に配列されている。光電子増倍管１４２は、シンチレータ１４１から出力された可視光を増倍して電気信号に変換する。そして、光電子増倍管１４２は、図２に示すように、ライトガイド１４３を介して稠密に複数個配置されている。ライトガイド１４３は、シンチレータ１４１から出力された可視光を光電子増倍管１４２に伝達するために用いられる。例えば、ライトガイド１４３は、光透過性に優れたプラスチック素材などから形成される。

なお、光電子増倍管１４２は、シンチレーション光を受光し光電子を発生させる光電陰極、発生した光電子を加速する電場を与える多段のダイノード、および電子の流れ出し口である陽極を有している。光電効果により光電陰極から放出された電子は、ダイノードに向って加速されてダイノードの表面に衝突し、複数の電子を叩き出す。この現象が多段のダイノードに渡って繰り返されることにより、なだれ的に電子数が増倍され、陽極での電子数は、約１００万にまで達する。かかる例では、光電子増倍管１４２の利得率は、１００万倍となる。また、なだれ現象を利用した増幅のためにダイノードと陽極との間には、通常１０００ボルト以上の電圧が印加される。

すなわち、検出器モジュール１４は、ガンマ線をシンチレータ１４１により可視光に変換し、変換した可視光を光電子増倍管１４２により電気信号に変換することで、被検体Ｐから放出されたガンマ線の数を計数する。

架台装置１０においては、図１に示すように、複数の検出器モジュール１４が、被検体Ｐの周囲を環状に取り囲むように配置される。また、架台装置１０においては、環状検出器モジュール群が、所定の軸（被検体Ｐの体軸）方向に沿って複数配置される場合もある。なお、以下では、複数の検出器モジュール１４をまとめて、単に検出器と記載する場合がある。すなわち、架台装置１０は、陽電子核種から放出される放射線を検出するために、放射線を光に変換する複数のシンチレータ１４１が環状に配置された環状シンチレータ群が、被検体Ｐの体軸方向に沿って複数配置された検出器を有する。

図３は、実施例１にかかるシンチレータ１４１の環状構造を示す図である。図３に示すように、シンチレータ１４１は、架台装置１０において、周方向及び軸方向それぞれに均一に配置される。例えば、検出器は、１０００個のシンチレータ１４１が環状に配置された環状シンチレータ群が、５０個軸方向に沿って配置された構成となる。かかる場合、シンチレータ１４１は、合計５００００個配置される。なお、周方向とは、検出器モジュール１４によって形成される円周方向を意味する。また、軸方向とは、被検体Ｐが天板１１に横臥した場合の体軸方向を意味している。

図１に戻って、同時計数部１５は、各検出器モジュール１４の出力結果に基づいて、陽電子から放出された一対のガンマ線の入射方向を決定するための同時計数情報を生成する。具体的には、同時計数部１５は、シンチレータ１４１から散乱して出力された可視光を同じタイミングで電気信号に変換出力した光電子増倍管１４２の位置および電気信号の強度に対応する入射ガンマ線のエネルギーから重心位置を演算することで、検出器モジュール１４におけるガンマ線の入射位置（シンチレータ１４１の位置）を決定する。また、同時計数部１５は、各光電子増倍管１４２が出力した電気信号の強度を積分することで、検出器モジュール１４に対して入射したガンマ線のエネルギー値を演算する。

そして、同時計数部１５は、検出器モジュール１４における出力結果の中から、ガンマ線の入射タイミング（時間）が一定時間の時間ウィンドウ幅（例えば、２ｎｓｅｃ）以内にあり、エネルギー値がともに一定のエネルギーウィンドウ幅（例えば、３５０ｋｅＶ〜５５０ｋｅＶ）にある組み合わせを検索（Coincidence Finding）する。そして、同時計数部１５は、検索した組み合わせの出力結果を、２つの消滅フォトンを同時計数した情報であるとして同時計数情報（Coincidence List）を生成する。なお、同時計数部１５においては、確率的に一定の比率で含まれる偶発同時計数を除外するためのランダム補正を、計数率（count/ sec）を用いて行なうこともできる。

コンソール装置２０は、操作者によるＰＥＴ装置の操作を受け付けるとともに、架台装置１０によって収集された同時計数情報からＰＥＴ画像を再構成する。コンソール装置２０は、図１に示すように、入力部３０と、表示部４０と、同時計数情報記憶部５１と、データ記憶部５２と、検出値情報記憶部５３と、補正データ記憶部５４と、寝台制御部６１と、検出器回転部６２と、検出値情報生成部６３と、補正値算出部６４と、画像再構成部６５と、システム制御部６６とを有する。そして、コンソール装置２０が有する各部は、図１に示すように、内部バスを介して接続される。

入力部３０は、ＰＥＴ装置１００の操作者が各種指示や各種設定の入力に用いるマウスやキーボードなどを有する。そして、入力部３０は、操作者から受け付けた指示や設定の情報を、システム制御部６６に転送する。例えば、入力部３０は、操作者からＰＥＴ画像を再構成する際の再構成条件や、画像補正を行なうための補正条件などを受け付ける。

表示部４０は、操作者によって参照されるモニタである。表示部４０は、後述するシステム制御部６６による制御に基づいて、ＰＥＴ画像を操作者に表示したり、入力部３０を介して操作者から各種指示や各種設定などを受け付けるためのＧＵＩ（Graphical User Interface）を表示したりする。寝台制御部６１は、寝台駆動部１３を制御して、被検体Ｐを架台装置１０の撮影口内に移動させる。

検出器回転部６２は、検出器を、周方向に回転させる。具体的には、検出器回転部６２は、環状に配置された複数の検出器モジュール１４を周方向に一定の速度で任意の整数回数、回転させる。すなわち、検出器回転部６２は、図３に示す複数の環状シンチレータ群を周方向に一定の速度で任意の整数回数、回転させる。なお、検出器回転部６２は、陽電子核種を含む線源が配置された状態、および、陽電子核種が投与された被検体ＰのＰＥＴ画像を撮影する際に、上述した検出器の回転制御を行なう。

検出値情報生成部６３は、陽電子核種を含む線源が配置された状態で検出器が検出器回転部６２による回転中に、環状シンチレータ群それぞれで検出した放射線量を示す情報である検出値情報を生成する。具体的には、検出値情報生成部６３は、検出器回転部６２による回転中に、所定の検出位置において環状シンチレータ群によって検出された放射線量の情報を検出値情報として生成する。

より具体的には、検出値情報生成部６３は、環状のシンチレータ１４１が検出器回転部６２による回転中に、所定の検出位置で検出したガンマ線のエネルギー値を示す検出値情報をリングごとに生成する。図４Ａ及び図４Ｂは、実施例１にかかる検出値情報生成部６３を示す図である。例えば、検出値情報生成部６３は、図４Ａに示すように、検出器に軸方向に配置された環状シンチレータ群を１つのリングとして、各リングに対してリングＩＤ１〜５０を割り振る。

そして、検出値情報生成部６３は、リングごとに所定の検出位置で検出されたガンマ線のエネルギー値を示す検出値情報を生成する。例えば、検出値情報生成部６３は、図４Ｂに示すように、被検体Ｐを中心として、被検体Ｐの直上にある位置から時計周りで角度８０にある位置を検出位置７０とする。そして、検出値情報生成部６３は、リングごとに検出位置７０で検出されたガンマ線のエネルギー値を算出した検出値情報を生成する。

例を挙げれば、検出値情報生成部６３は、検出器が検出器回転部６２によって一定の速度で整数回数、回転させられている間の検出位置７０において検出されたガンマ線のエネルギー値をリングＩＤ１〜５０のリングごとに算出した検出値情報を生成する。ここで、検出値情報生成部６３は、環状シンチレータ群に含まれる全てのシンチレータそれぞれが検出位置７０で検出したエネルギー値を加算した値を検出値情報として算出する。

検出値情報記憶部５３は、検出値情報生成部６３によって生成された検出値情報を記憶する。図５は、検出値情報記憶部５３によって記憶される情報の一例を示す図である。なお、図５は、図４Ｂに示す検出位置７０における検出値情報の例を示している。図５に示すように、検出値情報記憶部５３は、リングごとに、各シンチレータが検出したガンマ線のエネルギー値と、検出されたエネルギー値の合計とを記憶する。

ここで、図５に示すリングとは、検出値情報生成部６３によって割り振られたリングのＩＤを意味している。また、図５に示すシンチレータＩＤとは、リングごとに各シンチレータを一意に識別するための識別子である。また、図５に示すエネルギー値とは、各シンチレータによって検出されたエネルギー値を意味する。また、図５に示す合計とは、検出位置７０で検出されたガンマ線のエネルギー値の合計を意味している。

例えば、検出値情報記憶部５３は、図５に示すように、「リング：１、シンチレータＩＤ：１０１」の「エネルギー値」として「５」を記憶する。同様に、検出値情報記憶部５３は、図５に示すように、「リング：１」における「シンチレータＩＤ：１０２」以降のエネルギー値を記憶する。そして、検出値情報記憶部５３は、「リング：１」の「合計」として「６１２０」を記憶する。すなわち、上述した合計は、「リングＩＤ：１」において、「位置：７０」で各シンチレータによって検出されたエネルギー値の合計が「６１２０」であることを示している。同様に、検出値情報記憶部５３は、図５に示すように、「リング：２」以降のエネルギー値についても記憶する。

図１に戻って、補正値算出部６４は、検出値情報生成部６３によって生成された環状シンチレータ群ごとの放射線情報を用いて、環状シンチレータ群ごとの検出感度を補正するための補正値を算出する。具体的には、補正値算出部６４は、検出値情報記憶部５３によって記憶されたリングごとの検出値情報を用いてリングごとの検出感度を補正するための補正値を算出する。例えば、補正値算出部６４は、図５に示す検出位置７０におけるリングＩＤ１〜５０までの合計の値を用いて、リングごとの検出感度を補正するための補正値を算出する。例えば、補正値算出部６４は、リングＩＤ１の合計値を「１」とした場合の各リングの相対値を補正値として算出する。

ここで、本実施例の補正値について説明する。本実施例では、検出器回転部６２が環状シンチレータ群を一定の速度で整数回数、回転させる。従って、環状シンチレータ群に含まれる複数のシンチレータ１４１は、全ての位置にそれぞれ同一の時間滞在することとなる。すなわち、所定の検出位置において、環状シンチレータ群に含まれるシンチレータ１４１それぞれが検出したエネルギー値を加算した補正値を用いることで、環状シンチレータ群に含まれるシンチレータ１４１ごとの検出感度のばらつきが平準化される。

図６は、実施例１にかかる補正を模式的に示す図である。図６においては、シンチレータ１４１によって検出されたエネルギー値を示している。図６に示すように、ＰＥＴ装置１００においては、周方向及び軸方向それぞれに配置されたシンチレータ１４１ごとに検出感度が異なる。本実施例では、検出器を一定の速度で整数回数、回転させ、回転中に所定の検出位置で検出したエネルギー値を加算した補正値を用いることにより、図６に示すように、周方向のばらつきを平準化することができる。

従って、実施例１にかかるＰＥＴ装置１００では、軸方向の補正、すなわち、リング間の検出感度のばらつきに対する補正を実行するだけでよく、補正処理時間を短縮することができ、核医学画像の生成出力に要する時間を短縮することを可能にする。例えば、実施例１にかかるＰＥＴ装置１００では、５００００個すべてのシンチレータに対して補正を実行することなく、５０個の環状シンチレータ群に対する補正を実行するだけでよい。従って、実施例１にかかるＰＥＴ装置１００は、核医学画像の生成出力に要する時間を短縮することを可能にする。

補正データ記憶部５４は、補正値算出部６４によって算出された補正値を記憶する。具体的には、補正データ記憶部５４は、補正値算出部６４によって算出されたリングごとの補正値を記憶する。

図１に戻って、同時計数情報記憶部５１は、同時計数部１５によって生成された同時計数情報を被検体Ｐの投影データ（サイノグラムデータ）として記憶する。

画像再構成部６５は、同時計数情報記憶部５１により記憶された投影データを、補正データ記憶部５４により記憶された補正値を用いて補正する。そして、画像再構成部６５は、補正した投影データを、例えば、逆投影処理することでＰＥＴ画像を再構成する。また、画像再構成部６５は、再構成したＰＥＴ画像をデータ記憶部５２に格納する。

システム制御部６６は、陽電子核種を投与された被検体を撮影する際に、検出部が回転されるように検出器回転部６２を制御する。そして、システム制御部６６は、検出器回転部６２による回転中に、検出器が検出した放射線量を補正値算出部６４により算出された環状シンチレータ群ごとの補正値により補正した後に、核医学画像を再構成するように制御する。

具体的には、システム制御部６６は、ＰＥＴ検査が実行される際に、検出器が整数回数回転するように検出器回転部６２を制御する。そして、システム制御部６６は、補正データ記憶部５４によって記憶された補正値を用いて補正した後に、核医学画像を再構成するように、画像再構成部６５を制御する。

また、システム制御部６６は、寝台制御部６１を制御することにより、天板１１の移動を制御する。また、システム制御部６６は、データ記憶部５２が記憶するＰＥＴ画像を、表示部４０に表示するように制御する。また、システム制御部６６は、入力部３０を介して入力された操作者からの設定情報に基づいて、各種処理を制御する。

次に、図７を用いて、実施例１にかかるＰＥＴ装置１００の処理について説明する。図７は、実施例１にかかるＰＥＴ装置１００による補正値算出処理の手順を示すフローチャートである。なお、図７においては、架台装置１０に線源が設置された後の処理について示している。図７に示すように、実施例１におけるＰＥＴ装置１００においては、ＰＥＴ装置１００の操作者によって補正値算出コマンドが実行されると（ステップＳ１０１肯定）、検出器回転部６２が検出器を回転させてガンマ線を収集する（ステップＳ１０２）。具体的には、検出器回転部６２は、検出器を一定の速度で整数回数、回転させる。そして、環状シンチレータ群それぞれが、所定の検出位置に入射したガンマ線を光に変換する。

ここで、検出器が検出器回転部６２によって回転させられていることから、シンチレータ１４１がどの位置にあったのかをシステム制御部６６が算出する。具体的には、システム制御部６６は、シンチレータＩＤそれぞれに対応するシンチレータ１４１がどの位置にあったのかを、検出器の初期位置と検出器の回転速度とを用いて算出する。このことにより、シンチレータ１４１がどの位置で、どの程度のガンマ線を光に変換したかが明らかになる。そして、各リングの環状シンチレータ群それぞれが、所定の検出位置に入射したガンマ線を光に変換する。このように、検出器は所定の検出位置におけるガンマ線を各リングで収集する。

その後、回転数が規定の回数に達した場合には（ステップＳ１０３肯定）、検出値情報生成部６３がリングごとの合計値を算出する（ステップＳ１０４）。その後、補正値算出部６４が、リングごとの合計値を用いて補正値を算出して（ステップＳ１０５）、補正値を格納する（ステップＳ１０６）。

具体的には、補正値算出部６４は、リングごとに算出された所定の検出位置の合計値を用いて、リングごとの補正値を算出する。そして、補正値算出部６４は、算出した補正値を補正データ記憶部５４に格納して処理を終了する。なお、補正値算出コマンドが実行されるまで、ＰＥＴ装置１００は待機状態である（ステップＳ１０１否定）。また、ＰＥＴ装置１００は、検出器の回転数が規定の回数に達するまで、ガンマ線の収集を継続する（ステップＳ１０３否定）。

図８は、実施例１にかかるＰＥＴ装置１００による補正処理の手順を示すフローチャートである。図８に示すように、実施例１にかかるＰＥＴ装置１００は、ＰＥＴ検査が実行されると（ステップＳ２０１肯定）、検出器回転部６２が検出器を回転させてガンマ線を収集する（ステップＳ２０２）。具体的には、システム制御部６６による制御のもと、検出器回転部６２が、検出器を整数回数回転させてガンマ線を収集する。

そして、補正値算出部６４は、リングごとの正規化処理を実行する（ステップＳ２０３）。具体的には、補正値算出部６４は、補正データ記憶部５４によって記憶された、リングごとの補正値を用いて、ＰＥＴ検査によって被検体から検出された同時計数情報の正規化処理を実行する。そして、画像再構成部６５は、正規化処理が実行された同時計数情報に基づく投影データを用いて再構成を実行して（ステップＳ２０４）、処理を終了する。なお、ＰＥＴ装置１００は、ＰＥＴ検査が実行されるまで待機状態である（ステップＳ２０１否定）。

ここで、同時計数情報記憶部５１が記憶する同時計数情報における検出位置は、シンチレータＩＤにより示されている。しかし、検出器がＰＥＴ画像撮影時に回転していることから、同時計数情報における検出位置は、補正する必要がある。そこで、画像再構成部６５は、システム制御部６６の制御により、同時計数情報におけるシンチレータＩＤに対応するシンチレータ１４１が、検出時間において、どの位置にあったのかを、検出器の初期位置と検出器の回転速度とを用いて算出する。これにより、画像再構成部６５は、同時計数情報における検出位置を補正する。そして、画像再構成部６５は、システム制御部６６の制御により、検出位置を補正した同時計数情報を投影データとして、例えば、逆投影処理や逐次近所法により、ＰＥＴ画像を再構成する。

上述したように、実施例１によれば、検出器は、陽電子核種から放出される放射線を検出するための複数の検出素子が環状に配置された環状検出素子群が、所定の軸方向に沿って複数配置される。検出器回転部６２は、陽電子核種を含む線源が配置された状態で、検出器を所定の軸を中心にして回転させる。検出値情報生成部６３は、検出器回転部６２による回転中に、検出部が検出した放射線量を示す放射線情報を環状検出素子群ごとに生成する。補正値算出部６４は、検出値情報生成部６３により生成された環状検出素子群ごとの放射線情報を用いて、環状検出素子群ごとの検出感度を補正するための補正値を算出する。陽電子核種を投与された被検体を撮影する際に、検出部が回転されるように検出器回転部６２を制御し、検出器回転部６２による回転中に、検出部が検出した放射線量を補正値算出部６４により算出された検出素子群ごとの補正値により補正した後に、核医学画像を再構成するように制御する。従って、実施例１にかかるＰＥＴ装置１００は、軸方向の補正、すなわち、リング間の検出感度のばらつきに対する補正を実行するだけでよく、補正処理時間を短縮することができ、核医学画像の生成出力に要する時間を短縮することを可能にする。

また、実施例１によれば、検出器回転部６２は、検出器を所定の軸を中心にして一定の速度で任意の整数回数、回転させる。そして、システム制御部６６は、陽電子核種を投与された被検体を撮影する際に、検出器が整数回数回転されるように検出器回転部６２を制御する。従って、実施例１にかかるＰＥＴ装置１００は、検出器が回転している間、各位置における検出素子の滞在時間を同一にすることができる。

また、実施例１によれば、補正データ記憶部５４に記憶させる補正データをリングごとの補正データだけに低減することができ、メモリの容量を低減してコストを削減することが可能になる。

また、実施例１によれば、検出値情報生成部６３は、検出器回転部６２によって回転させられている間に、所定の検出位置において環状検出素子群によって検出された放射線量を示す情報を、環状検出素子群を補正するための検出値情報として生成する。従って、実施例１にかかるＰＥＴ装置１００は、任意の位置におけるガンマ線を検出することで補正値を算出することができ、補正値算出にかかる処理の負荷を低減することを可能にする。

さて、これまで実施例１について説明したが、上述した実施例１以外にも、種々の異なる形態にて実施されてよいものである。

(１)核医学イメージング装置
上述した実施例１では、核医学イメージング装置としてＰＥＴ装置を用いる場合について説明したが、本実施例はこれに限定されるものではなく、例えば、ＰＥＴ−ＣＴ（ＣＴ：Computed Tomography）装置などの他の核医学イメージング装置を用いる場合であってもよい。

(２)同時計数部
上述した実施例１では、架台装置１０で同時計数情報を生成するＰＥＴ装置に適用する場合について説明したが、本実施例はこれに限定されるものではなく、例えば、コンソール装置２０で同時計数情報を生成するＰＥＴ装置に適用する場合であってもよい。

(３)検出値情報生成部
上述した実施例１では、検出値情報をコンソール装置２０で生成する場合について説明したが、本実施例はこれに限定されるものではなく、例えば、架台装置１０で生成される場合であってもよい。

(４)検出器回転部
上述した実施例１では、検出器回転部６２が検出器全体を回転させる場合について説明したが、本実施例はこれに限定されるものではなく、例えば、各検出器モジュール１４から同時計数部への配線間をスリップリングで接続する場合であってもよい。かかる場合では、同時計数部１５は、各検出器モジュール１４からの出力を、出力された位置（例えば、スリップリングの位置）に対応付けて取得することができる。すなわち、かかる場合では、画像再構成部６５は、上述した同時計数情報の検出位置の補正を行なうことなく、ＰＥＴ画像の再構成を行なうことができる。

(５)検出値情報
上述した実施例１では、リングごとの検出感度を補正するための検出値情報として、所定の検出位置におけるガンマ線のエネルギー値を用いる場合について説明した。しかしながら、本実施例はこれに限定されるものではなく、例えば、一定の速度で整数回数の回転中に、リングに含まれるシンチレータによって検出された全てのガンマ線のエネルギー値を用いる場合であってもよい。

以上説明したとおり、実施例１、２によれば、核医学画像の生成出力に要する時間を短縮することを可能にする。

１４ 検出器モジュール
１４１ シンチレータ
６２ 検出器回転部
６３ 検出値情報生成部
６４ 補正値算出部
６５ 画像再構成部
６６ システム制御部
１００ ＰＥＴ装置

Claims (3)

1. 陽電子核種から放出される放射線を検出するための複数の検出素子が環状に配置された環状検出素子群が、所定の軸方向に沿って複数配置された検出部と、
   前記陽電子核種を含む線源が配置された状態で、前記検出部を前記所定の軸を中心にして回転させる回転部と、
   前記回転部による回転中に、前記検出部が検出した放射線量を示す放射線情報を前記環状検出素子群ごとに生成する放射線情報生成部と、
   前記放射線情報生成部により生成された前記環状検出素子群ごとの放射線情報を用いて、前記環状検出素子群ごとの検出感度を補正するための補正値を算出する補正値算出部と、
   前記陽電子核種を投与された被検体を撮影する際に、前記検出部が回転されるように前記回転部を制御し、前記回転部による回転中に、前記検出部が検出した放射線量を前記補正値算出部により算出された前記環状検出素子群ごとの補正値により補正した後に、核医学画像を再構成するように制御する再構成制御部と、
   を備え、
   前記放射線情報生成部は、前記回転部によって回転させられている間に、所定の位置において環状検出素子群によって検出された放射線量を示す情報を前記環状検出素子群それぞれの前記放射線情報として生成することを特徴とする核医学イメージング装置。
2. 前記回転部は、前記検出部を、前記所定の軸を中心にして一定の速度で任意の整数回数、回転させ、
   前記再構成制御部は、前記陽電子核種を投与された被検体を撮影する際に、前記検出部が整数回数回転されるように前記回転部を制御することを特徴とする請求項１に記載の核医学イメージング装置。
3. 陽電子核種から放出される放射線を検出するための複数の検出素子が環状に配置された環状検出素子群が、所定の軸方向に沿って複数配置された検出部を、前記陽電子核種を含む線源が配置された状態で、前記所定の軸を中心にして回転させる回転部による回転中に、前記検出部が検出した放射線量を示す放射線情報を前記環状検出素子群ごとに生成する放射線情報生成手順と、
   前記放射線情報生成手順により生成された前記環状検出素子群ごとの放射線情報を用いて、前記環状検出素子群ごとの検出感度を補正するための補正値を算出する補正値算出手順と、
   前記陽電子核種を投与された被検体を撮影する際に、前記検出部が回転されるように前記回転部を制御し、前記回転部による回転中に、前記検出部が検出した放射線量を前記補正値算出手順により算出された前記環状検出素子群ごとの補正値により補正した後に、核医学画像を再構成するように制御する再構成制御手順と、
   をコンピュータに実行させ、
   前記放射線情報生成手順は、前記回転部によって回転させられている間に、所定の位置において環状検出素子群によって検出された放射線量を示す情報を前記環状検出素子群それぞれの前記放射線情報として生成することを特徴とする核医学イメージング装置の制御プログラム。

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