JP3856882B2 - Positron tomography system - Google Patents

Description

【００２１】
ただし、表１中の位置（Ｐ１〜１５）は、被検体の体軸上での点線源の位置、すなわち、図５（ａ）のダイレクトスライス１１ａおよびクロススライス１１ｂと体軸とがそれぞれ交わる位置すなわち交点を示したものである。
【００２２】
前述するような、同一リング内および隣接するリング間のみでの計測を対象とする、いわゆる、２次元データ収集モードのポジトロン断層撮像装置に対して、近年では、検出器リングでの消滅ガンマ線の検出感度の向上を目的とした３次元データ収集モードのポジトロン断層撮像装置が普及している。
【００２３】
この３次元データ収集モードのポジトロン断層撮像装置は、スライスコリメータ４２なしで同時計数を行う装置である。
【００２４】
３次元データ収集モード時、すなわち、スライスコリメータなしのときの消滅ガンマ線の同時計数の組み合わせ数および感度分布を示したのが図７であり、図７（ａ）に示すように、スライスコリメータなしの場合、同一の体軸上に置かれた点線源の位置に依存して収集できる同時計数ＬＯＲ（１１ｄ）が増加する。すなわち、同一のシンチレータ４１を使用した場合であっても、検出器リングの感度を向上でき、感度は通常４〜５倍程度向上する。
【００２５】
このときの感度分布を示したのが図７（ｂ）であり、この図から明らかなように、検出器リングの中央部分なるに従い、感度が大きく向上する。
【００２６】
一方、３次元データ収集型のポジトロン断層撮像装置では、検出器リングの感度が向上し計数率が増大することに伴い、計数率特性が劣化して画像の定量性が損なわれることが一般的に知られている。
【００２７】
【発明が解決しようとする課題】
本発明者は、前記従来技術を検討した結果、以下の問題点を見いだした。
【００２８】
従来のポジトロン断層撮像装置は、２次元でのデータ収集を対象としていたので、スライスコリメータ４２を後退させその高さを低くした場合、あるいは、スライスコリメータ４２を取り除いてしまった場合、図７（ｂ）に示すように、各リング検出器間での感度すなわちＬＯＲ数が大きく異なり、計測される消滅ガンマ線の同時計測数が大きく異なることになる。
【００２９】
このときの、各点線源の位置と該位置に対応するスライスとの関係を示したのが下記の表２である。
【００３０】
【表２】

【００３１】
一方、従来の画像処理装置のデータ変換回路６１は、データを対応する座標位置に割り当てられたメモリ６７〜６９に出力することになるが、このとき、各メモリ６７〜６９に割り当てられている座標位置すなわち消滅ガンマ線が発生した位置に対応する各メモリ６７〜６９は、前述するように点線源を基準として決定している。
【００３２】
したがって、３次元データ収集型のポジトロン断層撮像装置では、特定のチャンネルのメモリにデータが集中することになる。すなわち、被検体の体軸方向を点線源の基準として、各メモリが並列となるように設定した各メモリ６７〜６９間での計数率が大きく異なることになるので、メモリ６７〜６９でのデータの書き込み／読み出しに際して生じるデータの数え落としの数に差が生じてしまうという問題が生じ、その結果、再構成画像が劣化してしまうという問題があった。
【００３３】
本発明の目的は、測定値すなわち同時計数のデータを記憶するブロック間での計数率を平均化することが可能なポジトロン断層撮像装置を提供することにある。
【００３４】
本発明の他の目的は、測定値の再構成によって得られる画像の定量性を維持することが可能なポジトロン断層撮像装置を提供することにある。
【００３５】
本発明の前記ならびにその他の目的と新規な特徴は、本明細書の記述及び添付図面によって明らかになるであろう。
【００３６】
【課題を解決するための手段】
本願において開示される発明のうち、代表的なものの概要を簡単に説明すれば、下記のとおりである。
【００３７】
（１） ポジトロン消滅ガンマ線の検出器をリング状に配置したリング状検出手段を被検体の体軸方向に２リング以上配列した検出手段と、前記検出手段の内で同時計数が検出された検出手段の位置に対応する計測値出力手段と、記憶領域がブロックに分割されており、前記ブロック毎に入力される座標値毎の入力回数を数えて記憶する記憶手段とを具備するポジトロン断層撮像装置において、
前記計測値出力手段は、前記記憶手段の各ブロックに対応する前記リング状検出手段間毎の同時計数の組み合わせ数が等しくなる組み合わせを記述した組み合わせテーブルを格納するテーブル格納手段を具備し、前記計測値出力手段が前記テーブル格納手段の組み合わせテーブルに基づいて、それぞれ検出手段の位置に対応させ、前記座標値を記憶手段に記憶させていることを特徴とする。
【００３８】
前述した手段によれば、まず、従来と同様にスライスコリメータを用いて同時計数を計測する２次元データ収集モードと、スライスコリメータを後退あるいは使用しないで同時計数を計測する３次元データ収集モードとで、それぞれのデータ収集モードにおけるリング状検出手段に対応する間毎の同時計数の組み合わせ数が等しくなるような組み合わせを予め作成し、この組み合わせテーブルをテーブル格納手段に格納しておく。
【００３９】
ここで、ポジトロン断層撮像装置での計測を行うに当たり、たとえば、作業者がスライスコリメータの有無、すなわち、２次元データ収集モードでの計測であるのかあるいは３次元データ収集モードでの計測であるのかを入力する。
【００４０】
測定値出力手段は、被検体から放出されるポジトロン消滅ガンマ線の同時計数を検出した検出器の座標位置を出力する際に、テーブル格納手段に格納されるテーブル値の内、作業者によって入力されたデータ収集モードに対応するテーブル値に基づいた出力端子、すなわち、ブロックに前述の座標位置を出力することにより、リング状検出手段のリング数を多くした場合であっても、各ブロック毎のＬＯＲ数を等しくできる。
【００４１】
したがって、特定のブロックに同時計数が集中することによる各ブロック毎の数え落としを平均化できるので、３次元データ収集モード時における測定値すなわち同時計数のデータを記憶するブロック間での計数率を平均化できる。
【００４２】
また、記憶手段の各ブロック間の計数率を平均化できるので、測定値から再構成演算によって得られた被検体の断層像（断層画像）の定量性を維持できる。
【００４３】
以下に、本発明のポジトロン断層撮像装置のテーブル格納手段に格納する３次元データ収集モード時のテーブル値の決定方法を説明する。
【００４４】
（テーブル値の決定方法）
図３は、テーブル格納手段に格納する３次元データ収集モード時のテーブル値の決定方法を説明するための図であり、特に、図３（ａ）はリング検出手段を８リング分連結した検出手段で同時計数を計測したときの感度分布すなわちＬＯＲ数を示す図であり、図３（ｂ）は各交点Ｐ１〜Ｐ１５において取り得る同時計数の数すなわちＬＯＲ数を示す図である。
【００４５】
ただし、この図３における感度分布は、便宜上、連続分布として表示する。
【００４６】
図３において、１Ｒ〜８Ｒはリング検出手段、Ｐ１〜Ｐ１５は８リング分のＬＯＲと被検体の体軸とが交差する交点、１０ｂは各交点Ｐ１〜Ｐ１５に点線源を置いたときに得られる感度分布を示す。
【００４７】
このとき、検出手段の感度分布は、一様な線源分布に対する同時計数の組み合わせ数すなわちＬＯＲの組み合わせ数（前述の表２に示す）と比例するので、検出手段の計数率特性も同時計数の組み合わせ数と比例することになる。
【００４８】
したがって、計数率特性を平均化するためには、データ収集モードに応じて、記憶手段の各ブロック当たりの同時計数の組み合わせ数を均一に分配することによって、計数率特性を均一化できることになる。
【００４９】
次に、図３に示すリング検出手段を８リング分連結した検出手段の同時計数を記憶手段の４ブロック（４チャンネル）に分配するときの分配方法を説明する。
【００５０】
まず、８リング分の同時計数の組み合わせ数は、表２に示すように、１−１〜８−８までの６４通りとなる。一方、記憶手段のブロック数は４ブロックとなるので、前述の同時計数の組み合わせ数６４を、均等に４ブロックに分割することによって、計数率を平均化できる。
【００５１】
したがって、記憶手段の１ブロック当たりに、同時計数の組み合わせ数を１６（６４／４）通りずつ分配することによって、計数率が平均化できる。よって、記憶手段の各ブロック毎の数え落としを平均化できることになるので、計測値の再構成演算によって得られる画像（断層像）の定量性を維持できる。
【００５２】
【発明の実施の形態】
以下、本発明について、発明の実施の形態（実施例）とともに図面を参照して詳細に説明する。
【００５３】
なお、発明の実施の形態を説明するための全図において、同一機能を有するものは同一符号を付け、その繰り返しの説明は省略する。
【００５４】
図１は本発明の一実施の形態のポジトロン断層撮像装置の概略構成を示すブロック図であり、１は検出手段、２は同時計数手段、３はデータ変換手段（計測値出力手段）、４は記憶手段、５は収集制御手段、６はデータ処理手段を示す。
【００５５】
図１において、検出手段１は、たとえば、周知のシンチレータと光電子倍増管とからなる検出器をリング状に配置したリング検出器（リング状検出手段）を８リング分連結した検出器リングと、光電子倍増管の出力を増幅する増幅器、ポジトロン消滅ガンマ線（消滅ガンマ線）を検出したシンチレータの認識を行う認識手段およびパルス波高弁別による散乱ガンマ線の除去を行う除去手段等の周知の信号前処理手段等とから構成される手段である。
【００５６】
同時計数手段２は、検出手段１の出力に基づいて、消滅ガンマ線を同時に検出した検出器対を決定する周知の同時計数手段であり、検出器対が予め設定した時間差内で消滅ガンマ線を検出したときのみ同時計数として信号を出力する。
【００５７】
データ変換手段３は、検出手段１の出力に基づいて、消滅ガンマ線の同時計数を行った検出器対の位置を、図示しない被検体の体軸方向と垂直な平面に設けた座標系の座標位置に変換する手段と、同時計数を行った検出器対が属するリング検出器の位置と収集制御手段５から入力されるデータ収集モードとに基づいて、前述の座標位置を出力する出力チャンネルを選択する手段とから構成される。なお、詳細な構成および動作については、後述する。
【００５８】
記憶手段４は、たとえば、周知の半導体メモリを用いた記憶部と入力された座標位置に対応するメモリアドレスの値を読み出し、該読み出し値に１を加算した後、加算後の値を再びもとのアドレスに書き込む加算部となる周知の記憶手段である（ヒストグラムモード）。さらには、リストモードと呼ばれる記憶手段とすることもある。
【００５９】
収集制御手段５は、たとえば、図示しない操作卓から入力される被検体に注入した放射性物質の種類、撮像位置およびデータ収集モード等の情報に基づいて、データ変換手段３および記憶手段４を制御し、たとえば、フレーム数、収集時間等の同時計数データを収集するための条件を制御する手段である。
【００６０】
データ処理手段６は、同時計数によって収集したデータすなわち記憶手段４に記憶されるデータから、たとえば、被検体の断層像を再構成する再構成演算手段等から構成される周知のデータ処理手段である。
【００６１】
また、図示しない寝台、操作卓および検出器リングの走査方式等は、周知の機構あるいは方式を用いる。
【００６２】
次に、図１に基づいて、本発明の実施の形態のポジトロン断層撮像装置を３次元計測に用いた場合の同時計測データの処理を説明すると、まず、被検体の所定の位置で発生した消滅ガンマ線を検出した検出手段１の検出器は、消滅ガンマ線の検出を示すパルス信号を同時計数手段２に出力する。
【００６３】
同時計数手段２では、各検出器から入力されたパルス信号が予め設定された時間差内（タイムウィンドウ内）であるときのみ、すなわち、同一のポジトロンの消滅によって発生した消滅ガンマ線を検出したときのみ、データ変換手段に信号を出力し、同時計数が発生したことを通知する。
【００６４】
データ変換手段３では、この信号に基づいて、まず、同時係数となった検出器対の位置を特定した後、この検出器対の位置を被検体の体軸を基準とする座標系における座標位置に変換する。次に、データ変換手段３は、同時係数が計測されたことを示す信号（変換後の座標位置を含む）を収集制御手段５から入力されるデータ収集モードと検出器対が属するスライスとによって決定されるチャンネルに出力する。なお、このときのチャンネルの決定方法については、後述する。
【００６５】
記憶手段４では、データ変換手段３から出力される座標値に対応するアドレスに記憶される値すなわちデータに１を加算することによって、同時計数の回数を記憶する。
【００６６】
以上に説明する動作を所定時間実行することによって、図示しない被検体の所定位置（図示しない作業者が指示した個所）における同時計数、すなわち、被検体に注入した放射性物質の分布を記憶手段４に順次蓄積する。
【００６７】
次に、図示しない作業者が、たとえば、図示しない操作卓から断層像の表示を指示すると、データ処理手段６が記憶手段４に蓄積されたデータに基づいて、画像の再構成を行うことによって、作業者の指定個所の断層像の表示を行う。
【００６８】
次に、図２にデータ変換手段および記憶手段の概略構成を示すブロック図を示し、以下、図２に基づいて、記憶手段のブロック毎のデータの割り振りについて説明する。
【００６９】
図２において、３ａはデータ変換部、３ｂは第１チャンネルのＦＩＦＯ（Ｆａｓｔ Ｉｎ Ｆａｓｔ Ｏｕｔ）、３ｃは第２チャンネルのＦＩＦＯ、３ｄは第３チャンネルのＦＩＦＯ、３ｅは第４チャンネルのＦＩＦＯ、３ｆはメモリ選択回路（テーブル格納手段）、４ａは第１チャンネルのメモリ、４ｂは第２チャンネルのメモリ、４ｃは第３チャンネルのメモリ、４ｄは第４チャンネルのメモリを示す。
【００７０】
データ変換部３ａは、検出手段１の出力に基づいて、たとえば、消滅ガンマ線の同時計数を行った検出器対の位置を、被検体の体軸方向と垂直な平面に設けた座標系の座標位置に変換する手段と、同時計数を行った検出器対が属するリング検出器の位置とメモリ選択回路３ｆの出力値とに基づいて、座標値を出力する出力チャンネルすなわち第１〜４のＦＩＦＯ３ｂ〜３ｅを選択する手段とから構成される。
【００７１】
第１〜４チャンネルのＦＩＦＯ３ｂ〜３ｅは、たとえば、周知のＦＩＦＯメモリであり、データ変換部３ａから出力される座標値すなわち同時計数が発生したことを示す信号を一旦記憶しておき、その座標値を各メモリに出力する。これにより、座標値に対応するアドレスのデータを読み出し、この値に１を加算した後、この値をメモリに書き込むと一連の処理を実行するための時間が、データ変換部３ａの出力レートよりも大きくなった場合のデータの数え落としを防止する。
【００７２】
メモリ選択回路３ｆは、たとえば、周知のＥＰＲＯＭ等のデータ格納手段にデータ収集モード毎の出力チャンネルに関する情報を変換テーブルとして格納しておき、収集制御手段５から出力されるデータ収集モード制御信号に基づいて、変換テーブルの情報をデータ変換部３ａに出力する。
【００７３】
第１〜４チャンネルのメモリ４ａ〜４ｄは、たとえば、周知の半導体メモリ内を４個のブロック（チャンネル）に分割したものであり、本実施の形態においては、図示しないスライスコリメータを使用しない場合に各チャンネル毎に割り当てられている同時計数のスライスの数は、１６スライスである。
【００７４】
本実施の形態のポジトロン断層撮像装置の検出器リングは、８リング分のリング検出器を連結した構成となっているので、検出器リングにスライスコリメータを使用しない場合の合計のＬＯＲ数は、８×８＝６４ＬＯＲとなる。
【００７５】
一方、記憶手段４内のチャンネル数すなわちメモリ数は４チャンネルとなるので、各チャンネル毎のＬＯＲ数は、６４／４＝１６ＬＯＲとすることによって、各チャンネルに割り当てられるＬＯＲ数を平均化できる。
【００７６】
このときの各チャンネルとそのチャンネルに割り当てたＬＯＲ（同時計数の組み合わせ）との関係を示したのが、下記の表３である。
【００７７】
【表３】

【００７８】
したがって、特定のチャンネルにデータが集中することに伴う同時計数の数え落としを減少できると共に、チャンネルごとの同時計数の数え落としのを平均化できるので、ポジトロン断層撮像装置の特徴である測定値の定量性を維持できる。
【００７９】
次に、図２に基づいて、スライスコリメータを取り外した場合すなわち３次元での計測を行う場合における本実施の形態のデータ変換手段と記憶手段との動作の詳細を説明する。
【００８０】
ただし、以下の説明においては、検出手段１のリング検出器の内、第３番目のリング検出器と第７番目のリング検出器とに属する検出器（表３の３チャンネルの３−７で示す）が、同時計数を計測した場合について、動作を説明する。
【００８１】
まず、メモリ選択回路３ｆは、収集制御手段５から出力されるデータ収集モード制御信号に基づいて、３次元での計測を行う時のテーブル（表３に示すテーブル）を選択する。
【００８２】
ここで、データ変換部３ａに同時計数手段２より同時計数を検出した信号が入力されると、データ変換部３ａは、まず、同時計数を検出した信号に基づいて、同時計数となった検出器対の位置を特定する。
【００８３】
次に、データ変換部３ａは、この検出器対の位置を図示しない被検体を基準とする座標系における座標位置に変換すると共に、この検出器対の属するスライス（スライス値：３−７）を特定する。
【００８４】
次に、データ変換部３ａは、前述のＬＯＲ値である３−７とメモリ選択回路３ｆの出力値（表３に示す）とによって決定される出力チャンネルである第３チャンネルに、前述の座標値を出力する。
【００８５】
第３チャンネルのＦＩＦＯ３ｄは、データ変換部３ａの第３のチャンネルから出力される座標値を一旦記憶し、この座標値を第３チャンネルのメモリのリード／ライトサイクル時間で出力することにより、座標値に対応するアドレスのカウント値に１を加算する際のメモリ４ａ〜４ｄでの数え落としを防止する。
【００８６】
各メモリ４ａ〜４ｄは、データ処理手段６の読み出し信号に基づいて、記憶するカウント値を出力する。
【００８７】
以上説明したように、本実施の形態のポジトロン断層撮像装置によれば、３次元計測時において、ポジトロン消滅ガンマ線を検出した検出器の内で、同時計数を検出した検出器が属するＬＯＲが、記憶手段４内のチャンネル（ブロック）に均等に分配されるように、メモリ選択回路内３ｆのテーブルを設定しておき、データ変換部３ａがこのテーブル値に基づいて、座標値の出力先のチャンネルを選択することにより、記憶手段４内の各チャンネルに入力されるＬＯＲを均等にできるので、各チャンネルでの同時計数の数え落としを等しくできる。
【００８８】
したがって、記憶手段４のチャンネル間すなわち同時計数のスライス間での定量性の均一性を維持できる。
【００８９】
なお、本実施の形態においては、検出器としてシンチレータを用いた場合についてその動作およびその効果を説明したが、これに限定されることはなく、たとえば、電離箱型検出器を用いてもよく、あるいは、シンチレータと半導体センサ等を検出器に用いてもよいことは言うまでもない。
【００９０】
以上、本発明者によってなされた発明を、前記発明の実施の形態に基づき具体的に説明したが、本発明は、前記発明の実施の形態に限定されるものではなく、その要旨を逸脱しない範囲において種々変更可能であることは勿論である。
【００９１】
【発明の効果】
本願において開示される発明のうち代表的なものによって得られる効果を簡単に説明すれば、下記の通りである。
【００９２】
（１）測定値すなわち同時計数のデータを記憶するブロック間での計数率を平均化できる。
【００９３】
（２）測定値の再構成によって得られる画像の定量性を維持できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の一実施の形態のポジトロン断層撮像装置の概略構成を示すブロック図である。
【図２】データ変換手段および記憶手段の概略構成を示すブロック図である。
【図３】テーブル格納手段に格納する３次元データ収集モード時のテーブル値の決定方法を説明するための図である。
【図４】従来の検出器リングの概略構成を示す断面図である。
【図５】消滅ガンマ線の同時計数の組み合わせ数および感度分布を示した図である。
【図６】３チャンネルからなるデータ変換回路およびメモリ回路の概略構成を示すブロック図である。
【図７】スライスコリメータなしのときの消滅ガンマ線の同時計数の組み合わせ数および感度分布を示す図である。
【符号の説明】
１…検出手段、２…同時計数手段、３…データ変換手段、３ａ…データ変換部、３ｂ…第１チャンネルのＦＩＦＯ、３ｃ…第２チャンネルのＦＩＦＯ、３ｄ…第３チャンネルのＦＩＦＯ、３ｅ…第４チャンネルのＦＩＦＯ、３ｆ…メモリ選択回路、４…記憶手段、４ａ…第１チャンネルのメモリ、４ｂ…第２チャンネルのメモリ、４ｃ…第３チャンネルのメモリ、４ｄ…第４チャンネルのメモリ、５…収集制御手段、６…データ処理手段。[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to a positron tomographic imaging apparatus, and more particularly to a technique that is effective when applied to a positron tomographic imaging apparatus in which a slice collimator is moved backward to enable three-dimensional data acquisition.
[0002]
[Prior art]
A conventional positron tomographic imaging apparatus is roughly composed of a scanning device, a bed, a signal processing device, an image processing device, and a console.
[0003]
The scanning device includes, for example, a detector ring in which a ring detector in which a detector composed of a scintillator, a photomultiplier tube and an electronic circuit is arranged in a ring shape is connected, and a sampling interval of the scintillator supporting the detector ring. And a mechanism for tilting the entire detector ring back and forth.
[0004]
The bed is, for example, a cantilever-supported table used in an X-ray tomographic imaging apparatus or the like, and has a back-and-forth feed and a vertical movement mechanism for a table on which a subject is placed.
[0005]
The signal processing device is a device that performs amplification of a photomultiplier tube output pulse, recognition of a scintillator that detects positron annihilation gamma rays (hereinafter, abbreviated as annihilation gamma rays), removal of scattered gamma rays by pulse height discrimination, and the like.
[0006]
Based on the output of the signal processing device, the image processing device determines the annihilation gamma ray generation position based on the coincidence counting circuit that determines the detector pair that simultaneously detected the annihilation gamma ray and the output of the detector pair that simultaneously detected the annihilation gamma ray. After specifying, based on an instruction from the operator console, a data conversion circuit that converts the subject to the coordinate position based on the subject, a memory circuit that stores the number of simultaneous counts in the memory space corresponding to the coordinate position after conversion, An image reconstruction calculation circuit that performs a reconstruction calculation of a tomographic image of a subject based on data stored in a memory circuit.
[0007]
Next, FIG. 4 is a sectional view showing a schematic configuration of a conventional detector ring, and the detector ring of the conventional positron tomography apparatus will be described below based on FIG.
[0008]
The cross-sectional view of the detector ring shown in FIG. 4 is a cross-section when the detector ring is cut along a plane parallel to the body axis of the subject, and eight ring detectors in which the scintillator 41 is arranged in a ring shape are connected. Detector ring.
[0009]
As shown in FIG. 4, the conventional detector ring has a slice collimator 42 disposed on the front surface of the scintillator 41. The slice collimator 42 prevents accidental coincidence of annihilation gamma rays with different generation positions by limiting the direction of annihilation gamma rays incident on the scintillator 41.
[0010]
FIG. 5 shows the coincidence counting and sensitivity distribution of annihilation gamma rays at this time, and in particular, FIG. 5 (a) is a diagram for explaining the coincidence counting in the detector ring shown in FIG. FIG. 5B is a diagram for explaining the sensitivity distribution on the body axis of the subject when the detector ring shown in FIG. 4 is used.
[0011]
In FIG. 5, 11a is a coincidence count (LOR: Line of Response) within the same ring, 11b is a coincidence count between two adjacent rings, and 10a is a detection when a point source is scanned along the body axis. The sensitivity distribution of the instrument ring is shown.
[0012]
As shown in FIG. 5A, in the conventional positron tomography apparatus, the slice collimator 42 measures the coincidence in the same ring indicated by 11a and the coincidence between adjacent rings indicated by 11b. It was set.
[0013]
Note that the coincidence count indicated by 11a is called a direct slice, and the coincidence count indicated by 11b is called a cross slice. In particular, two cross slices shown by 11b are usually added to form one slice data (simply referred to as a slice). May be).
[0014]
Therefore, as shown in FIG. 5B, the sensitivity distribution is low in the scintillators 41 located at both ends of the detector ring, and in other scintillators 41, that is, scintillators 41 located inside the detector ring, the sensitivity is almost equal. It was the same. Note that the sensitivity of a normal cross slice depends on L in FIG. 4 and is often set to about 1.5 times that of a direct slice, but here, these are considered to be approximately the same.
[0015]
Next, FIG. 6 shows a block diagram showing a schematic configuration of a data conversion circuit having three channels and a memory circuit for storing the number of outputs thereof. Hereinafter, a method for collecting measurement data will be described with reference to FIG.
[0016]
The data conversion circuit 61 specifies the annihilation gamma ray generation position based on the output of the pair of detectors that simultaneously detected the annihilation gamma ray, and then converts the data to the corresponding three-channel output by converting it to a coordinate position based on the subject. The output data conversion unit 62 includes three channels of FIFO (Fast In Fast Out) 63, 64, and 65 for preventing data from being dropped in the memory circuit 66.
[0017]
The memory circuit 66 includes 1ch to 3ch memories 67 to 69 obtained by dividing the memory space into three channels.
[0018]
At this time, in the conventional positron tomographic imaging apparatus, as described above, there was no significant difference in the number of data (number of slices with reference to the point source) between the ring detectors. -69 were allocated so that data for 5 slices could be stored respectively.
[0019]
That is, 15 slices obtained by adding up the direct slice 11a and the cross slice 11b, for example, as shown in Table 1 below, store data for 5 slices per channel of each memory, as shown in Table 1 below. Memory 67-69 was allocated.
[0020]
[Table 1]

[0021]
However, the positions (P1 to 15) in Table 1 are the positions of the point source on the body axis of the subject, that is, the positions where the direct slice 11a and the cross slice 11b in FIG. That is, it shows the intersection.
[0022]
In contrast to the positron tomography apparatus in the so-called two-dimensional data collection mode that targets measurement within the same ring and between adjacent rings as described above, in recent years, detection of annihilation gamma rays in the detector ring A positron tomographic imaging apparatus in a three-dimensional data acquisition mode for the purpose of improving sensitivity is in widespread use.
[0023]
This positron tomographic imaging apparatus in the three-dimensional data acquisition mode is an apparatus that performs simultaneous counting without the slice collimator 42.
[0024]
FIG. 7 shows the combination number and sensitivity distribution of the annihilation gamma ray coincidence count in the three-dimensional data acquisition mode, that is, without the slice collimator. As shown in FIG. In this case, the coincidence count LOR (11d) that can be collected increases depending on the position of the point source placed on the same body axis. That is, even when the same scintillator 41 is used, the sensitivity of the detector ring can be improved, and the sensitivity is usually improved about 4 to 5 times.
[0025]
FIG. 7B shows the sensitivity distribution at this time. As is clear from this figure, the sensitivity is greatly improved as the center portion of the detector ring is reached.
[0026]
On the other hand, in a positron tomographic imaging apparatus of a three-dimensional data collection type, as the sensitivity of the detector ring is improved and the count rate is increased, the count rate characteristic is deteriorated and the quantitativeness of the image is generally impaired. Are known.
[0027]
[Problems to be solved by the invention]
As a result of examining the prior art, the present inventor has found the following problems.
[0028]
Since the conventional positron tomographic imaging apparatus is intended for data acquisition in two dimensions, when the slice collimator 42 is retracted and its height is lowered, or when the slice collimator 42 is removed, FIG. ), The sensitivity between the ring detectors, that is, the number of LORs is greatly different, and the number of simultaneously measured annihilation gamma rays is greatly different.
[0029]
Table 2 below shows the relationship between the position of each point source and the slice corresponding to the position.
[0030]
[Table 2]

[0031]
On the other hand, the data conversion circuit 61 of the conventional image processing apparatus outputs data to the memories 67 to 69 assigned to the corresponding coordinate positions. At this time, the coordinates assigned to the respective memories 67 to 69 are output. The memories 67 to 69 corresponding to the positions, that is, the positions where the annihilation gamma rays are generated are determined based on the point source as described above.
[0032]
Therefore, in the three-dimensional data collection type positron tomography apparatus, data is concentrated on the memory of a specific channel. That is, the count rates between the memories 67 to 69 set so that the memories are arranged in parallel with the body axis direction of the subject as the reference of the point source are greatly different. There is a problem that a difference occurs in the number of data counts that are lost during writing / reading, and as a result, the reconstructed image deteriorates.
[0033]
An object of the present invention is to provide a positron tomographic imaging apparatus capable of averaging the count rate between blocks storing measured values, that is, coincidence data.
[0034]
Another object of the present invention is to provide a positron tomography apparatus capable of maintaining the quantitativeness of an image obtained by reconstruction of measurement values.
[0035]
The above and other objects and novel features of the present invention will be apparent from the description of this specification and the accompanying drawings.
[0036]
[Means for Solving the Problems]
Of the inventions disclosed in this application, the outline of typical ones will be briefly described as follows.
[0037]
(1) positron annihilation gamma ray detector detection means arranged 2 rings or ring-shaped detecting means disposed in a ring shape in the body axis direction of the subject of the previous SL among detection of coincidence is detected in the detection means a total measured value output means that corresponds to the position of the unit, is divided into storage areas Gab lock, positron having a storage means for storing count the number of inputs of each coordinate value input to each of the blocks In tomographic imaging equipment,
The measurement value output means includes table storage means for storing a combination table describing combinations in which the number of combinations of coincidence counts between the ring-shaped detection means corresponding to each block of the storage means is equal, and the measurement Based on the combination table of the table storage means, the value output means respectively corresponds to the position of the detection means, and the coordinate values are stored in the storage means.
[0038]
According to the above-described means, first, in the same manner as in the prior art, a two-dimensional data acquisition mode for measuring coincidence using a slice collimator and a three-dimensional data acquisition mode for measuring coincidence without retreating or using a slice collimator. A combination is prepared in advance so that the number of combinations of coincidence counts corresponding to the ring-shaped detection means in each data collection mode is equal, and this combination table is stored in the table storage means.
[0039]
Here, when performing measurement with the positron tomographic imaging apparatus, for example, whether the operator has a slice collimator, that is, whether measurement is performed in the two-dimensional data collection mode or measurement in the three-dimensional data collection mode. input.
[0040]
The measurement value output means is inputted by the operator among the table values stored in the table storage means when outputting the coordinate position of the detector that has detected the coincidence of the positron annihilation gamma rays emitted from the subject. Even if the number of rings of the ring-shaped detection means is increased by outputting the above-mentioned coordinate position to the output terminal based on the table value corresponding to the data collection mode, that is, the block, the number of LORs for each block Can be made equal.
[0041]
Therefore, it is possible to average the number of counts for each block due to concentration of coincidence counts in a specific block. Therefore, the average count rate between the blocks storing the measured values, that is, coincidence count data in the three-dimensional data collection mode. Can be
[0042]
Further, since the count rate between the blocks of the storage means can be averaged, the quantitativeness of the tomographic image (tomographic image) of the subject obtained by the reconstruction calculation from the measured value can be maintained.
[0043]
Hereinafter, a method for determining the table value in the three-dimensional data acquisition mode stored in the table storage means of the positron tomography apparatus of the present invention will be described.
[0044]
(How to determine table values)
FIG. 3 is a diagram for explaining a method for determining a table value in the three-dimensional data collection mode stored in the table storage means. In particular, FIG. 3A shows detection means in which eight ring detection means are connected. FIG. 3B is a diagram showing the number of coincidence counts, that is, the number of LORs that can be taken at the intersections P1 to P15.
[0045]
However, the sensitivity distribution in FIG. 3 is displayed as a continuous distribution for convenience.
[0046]
In FIG. 3, 1R to 8R are ring detection means, P1 to P15 are intersections at which LORs for 8 rings intersect the body axis of the subject, and 10b is obtained when a point source is placed at each of the intersections P1 to P15. The sensitivity distribution is shown.
[0047]
At this time, since the sensitivity distribution of the detection means is proportional to the number of combinations of coincidence counting with respect to a uniform radiation source distribution, that is, the number of LOR combinations (shown in Table 2 above), the count rate characteristic of the detection means is It will be proportional to the number of combinations.
[0048]
Therefore, in order to average the count rate characteristics, the count rate characteristics can be made uniform by uniformly distributing the number of combinations of simultaneous counts for each block of the storage means in accordance with the data collection mode.
[0049]
Next, a distribution method for distributing the coincidence count of the detection means in which the ring detection means shown in FIG. 3 for eight rings is distributed to four blocks (four channels) of the storage means will be described.
[0050]
First, as shown in Table 2, there are 64 combinations of 1-1 to 8-8, as shown in Table 2. On the other hand, since the number of blocks in the storage means is 4, the count rate can be averaged by equally dividing the above-mentioned 64 simultaneous counting combinations into 4 blocks.
[0051]
Therefore, the count rate can be averaged by distributing 16 (64/4) combinations of simultaneous counts per block of the storage means. Therefore, the count-down for each block of the storage means can be averaged, so that the quantification of the image (tomographic image) obtained by the reconstruction calculation of the measurement value can be maintained.
[0052]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Hereinafter, the present invention will be described in detail with reference to the drawings together with embodiments (examples) of the invention.
[0053]
Note that components having the same function are denoted by the same reference symbols throughout the drawings for describing the embodiment of the invention, and the repetitive description thereof is omitted.
[0054]
FIG. 1 is a block diagram showing a schematic configuration of a positron tomographic imaging apparatus according to an embodiment of the present invention. 1 is a detection means, 2 is a coincidence counting means, 3 is a data conversion means (measurement value output means), and 4 is a Storage means 5 is a collection control means, and 6 is a data processing means.
[0055]
In FIG. 1, a detection means 1 includes, for example, a detector ring in which a ring detector (ring-shaped detection means) in which a detector composed of a well-known scintillator and a photomultiplier tube is arranged in a ring shape is connected for eight rings, Known signal preprocessing means such as an amplifier that amplifies the output of the multiplier, a recognition means that recognizes a scintillator that detects positron annihilation gamma rays (annihilation gamma rays), and a removal means that removes scattered gamma rays by pulse height discrimination It is a means to be configured.
[0056]
The coincidence counting unit 2 is a well-known coincidence counting unit that determines a detector pair that simultaneously detects annihilation gamma rays based on the output of the detection unit 1. The detector pair detects annihilation gamma rays within a preset time difference. Only when the signal is output as coincidence.
[0057]
Based on the output of the detection means 1, the data conversion means 3 sets the position of the detector pair for which the coincidence of annihilation gamma rays has been performed on the coordinate position of a coordinate system provided on a plane (not shown) perpendicular to the body axis direction of the subject. The output channel for outputting the above-mentioned coordinate position is selected based on the means for converting to, the position of the ring detector to which the pair of detectors that have performed coincidence counting and the data acquisition mode input from the acquisition control means 5 Means. A detailed configuration and operation will be described later.
[0058]
For example, the storage unit 4 reads out the value of the memory address corresponding to the input coordinate position and the storage unit using a well-known semiconductor memory, adds 1 to the read value, and then re-uses the value after the addition. This is a well-known storage means serving as an adder for writing to the address (histogram mode). Furthermore, a storage means called a list mode may be used.
[0059]
The collection control means 5 controls the data conversion means 3 and the storage means 4 on the basis of information such as the type of radioactive substance injected into the subject input from a console (not shown), the imaging position and the data collection mode, for example. For example, it is a means for controlling conditions for collecting coincidence count data such as the number of frames and collection time.
[0060]
The data processing means 6 is a well-known data processing means composed of, for example, reconstruction calculation means for reconstructing a tomographic image of a subject from data collected by coincidence counting, that is, data stored in the storage means 4. .
[0061]
Further, a well-known mechanism or method is used as a scanning method for a bed, a console, and a detector ring (not shown).
[0062]
Next, based on FIG. 1, the processing of the simultaneous measurement data when the positron tomographic imaging apparatus according to the embodiment of the present invention is used for three-dimensional measurement will be described. First, the disappearance occurring at a predetermined position of the subject. The detector of the detecting means 1 that has detected the gamma ray outputs a pulse signal indicating the detection of the disappearing gamma ray to the coincidence counting means 2.
[0063]
In the coincidence means 2, only when the pulse signal input from each detector is within a preset time difference (within the time window), that is, only when annihilation gamma rays generated by the annihilation of the same positron are detected, A signal is output to the data conversion means to notify that coincidence has occurred.
[0064]
In the data conversion means 3, based on this signal, first, the position of the detector pair that has become the simultaneous coefficient is specified, and then the position of this detector pair is the coordinate position in the coordinate system with the body axis of the subject as a reference. Convert to Next, the data conversion unit 3 determines a signal (including the coordinate position after conversion) indicating that the simultaneous coefficient has been measured based on the data acquisition mode input from the acquisition control unit 5 and the slice to which the detector pair belongs. Output to the selected channel. The channel determination method at this time will be described later.
[0065]
The storage means 4 stores the number of coincidence counts by adding 1 to the value stored at the address corresponding to the coordinate value output from the data conversion means 3, that is, data.
[0066]
By performing the operation described above for a predetermined time, the simultaneous counting at a predetermined position of the subject (not shown) (ie, a location designated by an operator not shown), that is, the distribution of the radioactive substance injected into the subject is stored in the storage unit 4. Accumulate sequentially.
[0067]
Next, when an operator (not shown) instructs display of a tomographic image from a console (not shown), for example, the data processing unit 6 performs image reconstruction based on the data stored in the storage unit 4. Display the tomographic image of the designated part of the operator.
[0068]
Next, FIG. 2 is a block diagram showing a schematic configuration of the data conversion means and the storage means. Hereinafter, data allocation for each block of the storage means will be described based on FIG.
[0069]
In FIG. 2, 3a is a data conversion unit, 3b is a first channel FIFO (Fast In Fast Out), 3c is a second channel FIFO, 3d is a third channel FIFO, 3e is a fourth channel FIFO, 3f is Memory selection circuit (table storage means), 4a is a first channel memory, 4b is a second channel memory, 4c is a third channel memory, and 4d is a fourth channel memory.
[0070]
Based on the output of the detection means 1, the data conversion unit 3a, for example, the coordinate position of the coordinate system in which the position of the detector pair that has performed simultaneous counting of annihilation gamma rays is provided on a plane perpendicular to the body axis direction of the subject. Output channels for outputting coordinate values, that is, the first to fourth FIFOs 3b to 3e based on the means for converting to the above, the position of the ring detector to which the pair of detectors that have performed coincidence counting and the output value of the memory selection circuit 3f. It is comprised from the means to select.
[0071]
The first to fourth channel FIFOs 3b to 3e are, for example, well-known FIFO memories, and temporarily store the coordinate value output from the data conversion unit 3a, that is, a signal indicating that coincidence has occurred. Are output to each memory. Thereby, after reading the data of the address corresponding to the coordinate value, adding 1 to this value, and writing this value into the memory, the time for executing a series of processing is longer than the output rate of the data converter 3a. Prevent data from being dropped when it grows.
[0072]
The memory selection circuit 3f stores, for example, information relating to the output channel for each data collection mode as a conversion table in a data storage unit such as a well-known EPROM, and based on the data collection mode control signal output from the collection control unit 5. Then, the information of the conversion table is output to the data conversion unit 3a.
[0073]
For example, the first to fourth channel memories 4a to 4d are obtained by dividing a known semiconductor memory into four blocks (channels), and in the present embodiment, a slice collimator (not shown) is not used. The number of simultaneous counting slices assigned to each channel is 16 slices.
[0074]
Since the detector ring of the positron tomographic imaging apparatus of this embodiment has a configuration in which ring detectors for eight rings are connected, the total number of LORs when a slice collimator is not used for the detector ring is 8 X8 = 64 LOR.
[0075]
On the other hand, since the number of channels in the storage means 4, that is, the number of memories is 4, the number of LORs assigned to each channel can be averaged by setting the number of LORs for each channel to 64/4 = 16LOR.
[0076]
Table 3 below shows the relationship between each channel and the LOR (combination of coincidence counts) assigned to that channel.
[0077]
[Table 3]

[0078]
Therefore, it is possible to reduce the number of coincidence counts associated with the concentration of data in a specific channel and to average the number of coincidence counts for each channel, thereby quantifying the measurement values that are characteristic of the positron tomography device. Can maintain sex.
[0079]
Next, based on FIG. 2, the details of the operations of the data conversion unit and the storage unit of the present embodiment when the slice collimator is removed, that is, when three-dimensional measurement is performed will be described.
[0080]
However, in the following description, among the ring detectors of the detecting means 1, the detectors belonging to the third ring detector and the seventh ring detector (shown as 3-7 of 3 channels in Table 3). ) Describes the operation when the coincidence count is measured.
[0081]
First, the memory selection circuit 3f selects a table (table shown in Table 3) when performing three-dimensional measurement based on the data collection mode control signal output from the collection control means 5.
[0082]
Here, when the signal for detecting the coincidence count is input from the coincidence counting means 2 to the data conversion unit 3a, the data conversion unit 3a first detects the coincidence detector based on the signal for which the coincidence count is detected. Specify the position of the pair.
[0083]
Next, the data conversion unit 3a converts the position of the detector pair into a coordinate position in a coordinate system with a subject (not shown) as a reference, and a slice (slice value: 3-7) to which the detector pair belongs. Identify.
[0084]
Next, the data conversion unit 3a assigns the above-described coordinate value to the third channel, which is an output channel determined by the above-described LOR value 3-7 and the output value of the memory selection circuit 3f (shown in Table 3). Is output.
[0085]
The third channel FIFO 3d temporarily stores the coordinate value output from the third channel of the data conversion unit 3a, and outputs the coordinate value in the read / write cycle time of the third channel memory to thereby obtain the coordinate value. Is prevented from being counted off in the memories 4a to 4d when 1 is added to the count value of the address corresponding to.
[0086]
Each of the memories 4a to 4d outputs a count value to be stored based on a read signal from the data processing means 6.
[0087]
As described above, according to the positron tomography apparatus of the present embodiment, the LOR to which the detector that has detected the coincidence count among the detectors that have detected the positron annihilation gamma ray at the time of three-dimensional measurement is stored. The table of the memory selection circuit 3f is set so that it is equally distributed to the channels (blocks) in the means 4, and the data conversion unit 3a determines the output channel of the coordinate value based on this table value. By making the selection, the LOR input to each channel in the storage means 4 can be made equal, so that the number of coincidence counts in each channel can be made equal.
[0088]
Therefore, it is possible to maintain the uniformity of the quantitativeness between the channels of the storage means 4, that is, between the slices of the coincidence counting.
[0089]
In the present embodiment, the operation and effect of the case where a scintillator is used as a detector has been described, but the present invention is not limited to this. For example, an ionization chamber detector may be used. Alternatively, it goes without saying that a scintillator and a semiconductor sensor may be used as the detector.
[0090]
The invention made by the present inventor has been specifically described based on the embodiment of the invention, but the invention is not limited to the embodiment of the invention and does not depart from the gist of the invention. Of course, various changes can be made.
[0091]
【The invention's effect】
The effects obtained by the representative ones of the inventions disclosed in the present application will be briefly described as follows.
[0092]
(1) It is possible to average the count rate between blocks storing measured values, that is, data of coincidence counting.
[0093]
(2) The quantitativeness of the image obtained by the reconstruction of the measurement value can be maintained.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a block diagram showing a schematic configuration of a positron tomography apparatus according to an embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a block diagram showing a schematic configuration of data conversion means and storage means.
FIG. 3 is a diagram for explaining a method for determining a table value in a three-dimensional data collection mode stored in a table storage unit.
FIG. 4 is a cross-sectional view showing a schematic configuration of a conventional detector ring.
FIG. 5 is a diagram showing the number of combinations of simultaneous counting of annihilation gamma rays and sensitivity distribution.
FIG. 6 is a block diagram showing a schematic configuration of a data conversion circuit and a memory circuit having three channels.
FIG. 7 is a diagram showing the combination number and sensitivity distribution of annihilation gamma ray coincidence without a slice collimator.
[Explanation of symbols]
DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... Detection means, 2 ... Simultaneous counting means, 3 ... Data conversion means, 3a ... Data conversion part, 3b ... First channel FIFO, 3c ... Second channel FIFO, 3d ... Third channel FIFO, 3e ... First 4 channel FIFO, 3f ... memory selection circuit, 4 ... memory means, 4a ... first channel memory, 4b ... second channel memory, 4c ... third channel memory, 4d ... fourth channel memory, 5 ... Collection control means, 6... Data processing means.

Claims (1)

A detecting means the ring detection means disposed in a ring-shaped detector positron annihilation gamma-rays are arranged 2 rings or more in the direction of the body axis of the subject, the position detecting means coincidence is detected within the previous SL detecting means a total measured value output means that corresponds to, is divided into storage areas Gab lock, positron tomography apparatus having a storage means for storing count the number of inputs of each coordinate value input to each of the blocks In
The measurement value output means includes table storage means for storing a combination table describing combinations in which the number of combinations of coincidence counts between the ring-shaped detection means corresponding to each block of the storage means is equal, and the measurement A positron tomographic imaging apparatus characterized in that the value output means corresponds to the position of the detection means based on the combination table of the table storage means, and the coordinate values are stored in the storage means .

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