JP3974966B2 - ポジトロンｃｔ装置 - Google Patents

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、被写体に投入されたＲＩ線源により発生する電子・陽電子対消滅に伴って放出される光子対を検出することにより、その被写体内の物質分布を測定するポジトロンＣＴ装置に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
ポジトロンＣＴ装置（Positron Emission Computed-Tomography ; 以下、「ＰＥＴ」という）は、生体や疾病患の研究あるいは臨床検査等に応用され、体内に投入された陽電子放出核種（以下、「ＲＩ線源」という）の分布を画像化し、生体機能を見るための装置である。
【０００３】
ＲＩ線源は、神経伝達に関与するドーパミンや体内でのグルコース代謝に関係するＦＤＧ（¹⁸Ｆ−フルオロデオキシグルコース）等の生体内物質、或いは、例えば新規開発中の薬剤に、部分的に付加されて用いられる。ＰＥＴは、このような物質の生体内での分布、消費量あるいは時間的変化の様子を見ることができる。また、ＰＥＴは、脳血流量や酸素消費量などの生体の基礎代謝を測定することもできる。
【０００４】
このようなＰＥＴの検出部は、リング状に配置された多数の光子検出器（以下、「リング」という）からなり、そのリング内の測定空間に、ＲＩ線源を注入あるいは吸入された人体などの被写体が置かれる。被写体内のＲＩ線源から放出された陽電子は、直ちに近くの電子と結合して、それぞれ５１１ｋｅＶのエネルギを持つ１対の光子（ガンマ線）が互いに反対方向に放出される。そこで、リングを構成する光子検出器により検出された光子のうち、５１１ｋｅＶのエネルギを有する１対の光子を弁別し同時計数することにより、電子・陽電子対消滅がどの直線（以下、「同時計数ライン」という）上で発生したかを特定することができる。ＰＥＴは、このような同時計数情報（投影データ）をメモリに蓄積して画像再構成処理を行って、ＲＩ線源の分布画像を作成する。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】
このようなＰＥＴにあっては、高解像度の再構成画像を得るために、リングを構成する光子検出器の個数を増やすことが望まれている。また、２次元タイプのＰＥＴ（２Ｄ−ＰＥＴ）では、ＲＩ線源から放出されてあらゆる方向に飛行する光子対のうち、リング面に沿った方向に飛行する光子対のみを検出するため、ＲＩ線源から放出される光子対を捕捉する確率が小さく、統計ノイズが大きく検出感度が低いという問題があることから、検出感度を向上させるために３次元タイプのＰＥＴ（３Ｄ−ＰＥＴ）が用いられるようになってきている。
【０００６】
このように、リングを構成する光子検出器の個数は増加傾向にあり、したがって、光子対を検出し得る光子検出対の組み合わせの数も増加傾向にあることから、単位時間当たりの同時計数が増加するとともに、蓄積すべき投影データも更に大量となり、メモリに蓄積された投影データを画像再構成部に転送する時間は更に長くなる。
【０００７】
さらに、被写体である人体やその他の動物に苦痛やストレスを与えることなく通常の生理状態を維持するために、被写体を固定せずに或程度の体動を許容して計測を行うフリー・ムービング計測が行われているが、このフリー・ムービング計測によっても、被写体から発生した光子対を検出し得る光子検出器対の組み合わせの数が増えるので、蓄積すべき投影データは増大し、画像再構成部への転送時間は長くなる。被写体の体動を許容する範囲が大きいほど、蓄積すべき投影データは増大する。
【０００８】
ところで、ＰＥＴによる計測には、１回の計測中の全ての投影データを同一の記憶領域へ収納するスタティック計測と、計測時間を複数のフレームに分割してフレーム毎の投影データをそれぞれ対応する記憶領域へ収納するダイナミック計測（多フレーム計測）とがあるが、最近では、例えば脳血流計測のような生体機能の時間的変化を測定する為にダイナミック計測が行われることが多い。このダイナミック計測においては、生体機能の時間的変化の様子をより詳しく観測したり計算誤差を減らしたりするために、フレーム時間を短縮化し、より短い時間間隔で計測を行うことが望まれている。しかしながら、上述のとおり、蓄積すべき投影データが大量であり、その大量の投影データをメモリから画像再構成部へ転送するのに長時間を要することから、フレーム時間の短縮化は困難である。
【０００９】
本発明は、上記問題点を解消する為になされたものであり、投影データを蓄積するメモリの容量を増やすことなく或いは減らして、高解像度の再構成画像を得ることができ、また、ダイナミック計測においてフレーム時間を短縮化することができるポジトロンＣＴ装置を提供することを目的とする。
【００１０】
【課題を解決するための手段】
本発明に係るポジトロンＣＴ装置は、(1) 入射した光子のエネルギに応じた光子検出信号をそれぞれ出力する複数個の光子検出器が測定空間を囲んで配列されたリングと、(2) 光子検出信号を入力し、測定空間における電子・陽電子対消滅によって発生する光子対をエネルギ弁別して、光子対のそれぞれの光子を検出した光子検出器対を示す検出器識別信号を出力する同時計数回路と、(3) 測定空間に設定された極座標系による座標値に対する番地が粗密分布を有する対応関係に従って、検出器識別信号が示す光子検出器対を互いに結ぶ同時計数ラインについて極座標系で表現した座標値に対応する番地を出力する座標変換手段と、(4) 座標変換手段から出力された番地に一定値を累積加算して投影データを蓄積する投影データ蓄積手段と、(5) 投影データ蓄積手段に蓄積された投影データに基づいて、測定空間における電子・陽電子対消滅の発生頻度の空間分布を算出し画像再構成を行う画像再構成手段と、を備えることを特徴とする。
さらに、座標変換手段は、検出器識別信号が示す光子検出器対を互いに結ぶ同時計数ラインが測定空間内の所定領域を通過するか否かに応じて、同時計数ラインが所定領域を通過するときの座標値に対する番地の対応関係が、同時計数ラインが所定領域を通過しないときの座標値に対する番地の対応関係よりも密であり、この対応関係に従って座標値に対応する番地を一意的に決定して出力することを特徴とする。
【００１１】
このポジトロンＣＴ装置によれば、リングを構成する複数個の光子検出器のうちの何れかに光子が入射すると、その入射した光子のエネルギに応じた光子検出信号がその光子検出器から出力され、光子検出信号は同時計数回路に入力する。その光子検出信号に基づいて、同時計数回路により、測定空間における電子・陽電子対消滅によって発生する光子対がエネルギ弁別されて、光子対のそれぞれの光子を検出した光子検出器対を示す検出器識別信号が出力される。この検出器識別信号に基づいて、座標変換手段により、測定空間に設定された極座標系による座標値に対する番地の所定の対応関係に従って、検出器識別信号が示す光子検出器対を互いに結ぶ同時計数ラインについてその極座標系で表現した座標値に対応する番地が出力される。そして、投影データ蓄積手段により、座標変換手段から出力された番地に一定値が累積加算されて投影データが蓄積され、この投影データ蓄積手段に蓄積された投影データに基づいて、画像再構成手段により、測定空間における電子・陽電子対消滅の発生頻度の空間分布が算出され再構成画像が得られる。
【００１２】
ここで、座標変換手段において、測定空間に設定された極座標系による座標値に対する番地の対応関係が粗密分布を有するものとしたので、全ての座標値に対する番地の対応関係が一様に密である場合と比較して、投影データ蓄積手段により蓄積され画像再構成手段に転送されるべき投影データの量は少ない。また、画像再構成手段により得られる再構成画像のうち、当該対応関係が密な投影データ蓄積領域に蓄積された投影データに基づく部分は高解像度のものが得られる。
【００１３】
また、さらに、画像再構成手段により画像再構成された空間分布の画像に基づいて散乱補正を行う散乱補正手段を更に備えることを特徴とすることとしてもよい。この場合、画像再構成手段により得られた再構成画像は、散乱補正手段により散乱補正がなされて高Ｓ／Ｎ比のものとなる。
【００１４】
また、さらに、測定空間に置かれた被写体の輪郭を検出する輪郭検出手段を更に備え、座標変換手段は、輪郭検出手段により検出された輪郭に基づいて粗密分布を有する、ことを特徴とすることとしてもよい。この場合、測定空間に置かれた被写体の輪郭は輪郭検出手段により検出され、座標変換手段により、この輪郭に基づいて同時計数ラインの測定空間内における通過領域に応じた粗密分布を有する対応関係に従って、投影データ蓄積手段の所定数の投影データ蓄積領域の何れかに一定値が累積加算される。
【００１５】
また、さらに、座標変換手段は、粗密分布に関して自在に設定可能であることを特徴とすることとしてもよい。この場合、測定空間に置かれる被写体や注目領域に応じて、同時計数ラインを表す座標値に対する番地の対応関係が座標変換手段で適切に設定される。
【００１７】
また、さらに、座標変換手段は、測定空間内に置かれた被写体が占める領域または被写体内の注目領域の何れかを所定領域とすることを特徴とすることとしてもよい。この場合、再構成画像のうち被写体が占める領域または被写体内の注目領域について高解像度のものが得られる。
【００１８】
また、さらに、座標変換手段は、測定空間内に置かれた被写体が占める領域または被写体内の注目領域の何れかの周辺に一定幅領域を加えた領域を所定領域とすることを特徴とすることとしてもよい。この場合、再構成画像のうち被写体が占める領域または被写体内の注目領域の全領域について高解像度のものが得られる。
【００１９】
また、さらに、座標変換手段は、測定空間内に置かれた被写体が占める領域または被写体内の注目領域の何れかを含む球形状の領域を所定領域とすることを特徴とすることとしてもよい。この場合、座標変換手段において座標値から番地への変換が容易になる。
【００２０】
また、さらに、座標変換手段は、対応関係の粗密が所定領域の境界においてステップ的に変化することを特徴とすることとしてもよいし、対応関係の粗密が所定領域の中心部付近から測定空間の周辺部に亘って次第に変化することを特徴とすることとしてもよいし、対応関係の粗密が所定領域の境界周辺の一定幅領域において次第に変化することを特徴とすることとしてもよい。これら何れの場合も座標変換手段おいて座標値から番地へ好適に変換される。
【００２１】
【発明の実施の形態】
以下、添付図面を参照して本発明の実施の形態を詳細に説明する。尚、図面の説明において同一の要素には同一の符号を付し、重複する説明を省略する。
【００２２】
初めに、本発明に係る実施形態を説明する前に、再構成画像のＳ／Ｎ比劣化の１要因となる散乱同時計数および散乱補正について説明する。
【００２３】
散乱同時計数とは、電子・陽電子対消滅事象により放出され一方または双方が散乱された光子対（散乱線）が１対の光子検出器により同時検出される現象である。この散乱同時計数の現象は、電子・陽電子対消滅位置について誤った情報を与えることになるので、除去することが必要である。２Ｄ−ＰＥＴの場合には、スライス間コリメータが散乱線の検出を或程度除去していたが、３Ｄ−ＰＥＴの場合では、スライス間コリメータが取り外されるので、検出される散乱線が２Ｄ−ＰＥＴの場合に比べて１０倍以上多く、他の方法で散乱同時計数を除去する必要がある。
【００２４】
スライス間コリメータに依らずに散乱同時計数を除去する方法として、光子が当初持っていたエネルギ（５１１ｋｅＶ）が散乱により減少することを利用して、散乱されておらず５１１ｋｅＶのエネルギを有する光子対をエネルギ弁別することで、散乱同時計数を除去することが考えられる。しかし、この方法では、散乱同時計数を或程度除去することができるものの、完全に除去することはできない。
【００２５】
また、散乱補正を行う方法も考えられる。図１４は、散乱同時計数の説明図である。図１４（ａ）は、被写体１０およびリング２０とともに、測定空間１１に設定された極座標系における或θ’方向の投影データ（エミッション・データＥ（ｔ，θ’））の分布をも示しており、図１４（ｂ）は、ｔ−θメモリ６０に蓄積される投影データ（エミッション・データＥ（ｔ，θ））の分布を模式的に示している。この図１４（ａ）に示すように、リング２０内の測定空間１１にＲＩ線源が投与された被写体１０を置いてエミッション計測を行って蓄積された投影データのうち、被写体１０が占める領域を通過する同時計数ラインについての投影データ（図１４（ａ）中の投影データ分布の範囲Ａ）には、真の同時計数に加えて散乱同時計数が蓄積され、被写体１０が占める領域を通過しない同時計数ラインについての投影データ（図１４（ａ）中の投影データ分布の範囲Ｂ）には、散乱同時計数のみが蓄積される。
【００２６】
すなわち、同時検出された全ての同時計数ラインについてその方位θおよび原点からの距離ｔの値ごとに投影データを蓄積するｔ−θメモリ６０の投影データ蓄積領域は、図１４（ｂ）に示すように、被写体１０が占める領域を通過する同時計数ラインについての投影データが記憶されている領域（図１４（ｂ）中の投影データの領域Ａ）と、被写体１０が占める領域を通過しない同時計数ラインについての投影データが記憶されている領域（図１４（ｂ）中の投影データの領域Ｂ）とに、分けることができる。散乱補正は、以上のことを利用して、被写体１０が占める領域を通過しない同時計数ラインについての投影データに基づいて全体の投影データに含まれる散乱データを推定し、その推定された散乱データを全体の投影データから差し引くことで、真の同時計数に係る投影データを求めるものである。
【００２７】
この散乱補正において重要となるのは、被写体１０が占める領域を通過しない同時計数ラインについての投影データに基づいて、全体の投影データに含まれる散乱データを精度良く推定することである。この推定手法としては、物理法則に基づく解析法、実測レスポンスに基づく解析法、単純な直線近似による方法、および、これらの折衷的な方法がある。何れの推定手法を採用するにしても、散乱補正の成否は、被写体が占める領域を通過しない同時計数ラインについての投影データの量と質とに依存している。
【００２８】
なお、リングを構成する光子検出器が検出する測定空間内の領域を、被写体が占める領域およびその周辺の限られた領域に限定して、投影データを蓄積するメモリの容量を低減する技術が知られている（特開昭５８−６４９９号公報、特開平２−８７０９２号公報）。しかし、この技術では、被写体が占める領域を通過しない同時計数ラインについての投影データに基づいて全体の投影データに含まれる散乱データを推定することができないか、あるいは、その推定精度が悪く、それ故に散乱同時計数を除去することができない。
【００２９】
以上のように、被写体が占める領域を通過しない同時計数ラインについての投影データは、散乱補正を行うには必要不可欠なものである。したがって、測定空間に置かれた被写体が占める領域を通過する同時計数ラインについての投影データだけでなく、被写体が占める領域を通過しない同時計数ラインについての投影データをも、蓄積しなければならない。
【００３０】
ところが、被写体における電子・陽電子対消滅発生分布を高解像度で測定しようとするＰＥＴであっても、被写体が占める領域を通過する同時計数ラインについての投影データのサンプリング密度と比べて、被写体が占める領域を通過しない同時計数ラインについての投影データのサンプリング密度は、同程度に密である必要はなく、粗であっても構わない。何故なら、複雑な工程で散乱された光子についての投影データには統計雑音が重畳されているため、これを高密度でサンプリングしても無意味であり、また、統計雑音がないものとすれば散乱データは空間的に滑らかに変化するものであるからである。さらに、被写体が占める領域内であっても、その被写体のうちの注目領域（例えば、視覚刺激による脳賦活実験の際における視覚野）を通過する同時計数ラインについての投影データのサンプリング密度と比べて、注目領域を通過しない同時計数ラインについての投影データのサンプリング密度は、同程度に密である必要はなく、粗であっても構わない。
【００３１】
本発明は、このような考察に基づいてなされたものであり、被写体が占める領域を通過しない同時計数ラインについても投影データを散乱補正のために蓄積しながらも、メモリの容量を増やすことなく或いは減らして、被写体または注目領域について高Ｓ／Ｎ比で高解像度の再構成画像を得ることができるポジトロンＣＴ装置を提供するものである。
【００３２】
（第１の実施形態）
次に、第１の実施形態について説明する。図１は、第１の実施形態に係るポジトロンＣＴ装置の構成図である。
【００３３】
本実施形態に係るＰＥＴは２Ｄ−ＰＥＴであって、この図では、スライス間コリメータにより互いに隔てられているリングの１層分をリング２０として表している。このリング２０は、被写体１０が置かれる測定空間１１を内部に含み、入射した光子を検出する多数の光子検出器Ｄ_k （k=1,2,3,…,n）が中心軸の周囲にリング状に配列されており、これらの光子検出器は、測定空間１１の方向に受光面が向けられて、測定空間１１から飛来して入射した光子を検出する。これら光子検出器Ｄ_k （k=1,2,3,…,n）それぞれと同時計数回路３０との間には信号線が設けられおり、光子を検出した光子検出器から同時計数回路３０へ、その検出された光子のエネルギに応じた光子検出信号が送られる。
【００３４】
光子検出器Ｄ_k （k=1,2,3,…,n）それぞれから出力された光子検出信号を入力する同時計数回路３０は、リング２０内の２つの光子検出器Ｄ_i およびＤ_j が電子・陽電子対消滅に伴って発生する所定のエネルギ（５１１ｋｅＶ）を有する光子対を同時検出したことをエネルギ弁別して認識し、その時のこれら２つの光子検出器Ｄ_i およびＤ_j それぞれを示す検出器識別信号ＩおよびＪを出力する。
【００３５】
同時計数回路３０から出力された検出器識別信号対（Ｉ，Ｊ）を入力するｔ−θ変換部（座標変換手段）４０は、検出器識別信号対（Ｉ，Ｊ）が示す光子対を検出した２つの光子検出器Ｄ_i およびＤ_j を互いに結ぶ同時計数ラインについて、測定空間１１内に設定されたｔ−θ極座標系で表した座標値（Ｔ，θ’）に変換し、さらに、この座標値（Ｔ，θ’）を所定の対応関係に従って、後述するｔ−θメモリ６０上の番地に変換し、その番地を出力する。ここで、Ｔは、この同時計数ラインとｔ−θ極座標系の原点との間の距離を表し、θ’は、この同時計数ラインの方位を表すものである。
【００３６】
このｔ−θ変換部４０における座標値から番地への変換は、以下のような判定に基づいて行われる。すなわち、ｔ−θ変換部４０は、座標値（Ｔ，θ’）が表す同時計数ラインが測定空間１１内において通過する領域を判定する。例えば、測定空間１１内に置かれた被写体１０をその同時計数ラインが通過するか否かを判定する。あるいは、被写体１０のうちの注目領域（例えば、人の頭部を被写体１０として視覚刺激による脳賦活実験の際における視覚野）をその同時計数ラインが通過するか否かを判定してもよい。ｔ−θ変換部４０は、検出器識別信号対（Ｉ，Ｊ）に基づいて通過領域を判定してもよい。なお、ｔ−θ変換部４０は、同時計数ラインが被写体１０を通過するか否かを判定するに際して、被写体１０の輪郭を予め検出し記憶しておく必要があるが、その具体的な方法については後述する。
【００３７】
そして、ｔ−θ変換部４０は、座標値に対する番地の対応関係（サンプリング密度）について粗密分布を有していて、被写体１０が占める領域を同時計数ラインが通過すると判定した場合におけるサンプリング密度が、そうでない場合におけるサンプリング密度よりも密、すなわち、ｔ−θ平面上の単位面積当たりの番地の数が多い。このサンプリング密度における粗密差は、ｔ座標およびθ座標の双方について設けられてもよいし、これらのうちの何れか一方について設けられてもよい。
【００３８】
投影データを蓄積するｔ−θメモリ（投影データ蓄積手段）６０は、ｔ−θ変換部４０から出力された番地に一定値を累積加算して、測定空間１１で発生した光子対についての投影データを蓄積するものである。このｔ−θメモリ６０の投影データ蓄積領域は、２以上（本実施形態では２つ）の投影データ蓄積領域６０Ａと６０Ｂとに分けることができる。なお、図１に示すｔ−θメモリ６０では、投影データ蓄積領域６０Ａおよび６０Ｂそれぞれについてｔ−θ平面上における投影データの分布を模式的に示している。
【００３９】
一方の投影データ蓄積領域６０Ａは、測定空間１１内の所定領域（被写体１０が占める領域、或いは、被写体１０内の注目領域）を通過する同時計数ラインについて、ｔ−θ変換部４０から出力された番地に一定値を累積加算して投影データＥ_A を蓄積する。他方の投影データ蓄積領域６０Ｂは、その所定領域を通過しない同時計数ラインについて、ｔ−θ変換部４０から出力された番地に一定値を累積加算して投影データＥ_B を蓄積する。
【００４０】
したがって、投影データ蓄積領域６０Ａには、測定空間１１内の所定領域における電子・陽電子対消滅に伴って発生した光子対の真の同時計数および散乱同時計数に関する投影データＥ_A が高いサンプリング密度で蓄積される。一方、投影データ蓄積領域６０Ｂには、散乱同時計数に関する投影データＥ_B が低いサンプリング密度で蓄積される。
【００４１】
このｔ−θメモリ６０の投影データ蓄積領域６０Ａおよび６０Ｂそれぞれに蓄積された投影データＥ_A およびＥ_B は、画像再構成部（例えば、ホストコンピュータ）７０に転送される。ここで、ｔ−θメモリ６０から画像再構成部７０へ転送される投影データは、測定空間１１内の所定領域を通過する同時計数ラインについて投影データ蓄積領域６０Ａに蓄積された投影データＥ_A 、および、測定空間１１内のその所定領域を通過しない同時計数ラインについて投影データ蓄積領域６０Ｂに蓄積された投影データＥ_B である。前者の投影データＥ_A は、高サンプリング密度ではあるがｔ−θ平面内の狭い領域のものであり、後者の投影データＥ_B は、低サンプリング密度で蓄積されたものである。
【００４２】
そして、画像再構成部７０は、ｔ−θメモリ６０から転送された投影データＥ_A およびＥ_B に基づいて、測定空間１１における電子・陽電子対消滅の発生頻度の空間分布を算出し画像再構成を行う。すなわち、投影データＥ_A のサンプリング密度と同一のサンプリング密度となるように投影データＥ_B を補間し、この補間された投影データＥ_B と投影データＥ_A とに基づいて画像再構成をする。画像表示部８０は、画像再構成部７０により再構成された画像を表示する。
【００４３】
本実施形態に係るＰＥＴは以下のように作用する。すなわち、ＲＩ線源が投与された被写体１０がリング２０内の測定空間１１に置かれると、その被写体１０内部で電子・陽電子対消滅に伴って光子対が放出される。その光子対のうちリング面に沿って飛行した光子対が、リング２０を構成する多数の光子検出器Ｄ_k （k=1,2,3,…,n）のうちの何れか２つの光子検出器Ｄ_i およびＤ_j により検出されると、光子を検出した旨を示す光子検出信号が、その２つの光子検出器Ｄ_i およびＤ_j それぞれから出力され、同時計数回路３０に入力する。これら光子検出信号を入力する同時計数回路３０により、所定のエネルギ（５１１ｋｅＶ）を有する光子対が同時に検出されたものであるか否かが判定され、同時計数であると判定された場合には、その光子対を検出した２つの光子検出器Ｄ_i およびＤ_j それぞれを示す検出器識別信号対（Ｉ，Ｊ）が出力される。
【００４４】
そして、この検出器識別信号対（Ｉ，Ｊ）は、ｔ−θ変換部４０により、検出器識別信号対（Ｉ，Ｊ）が示す同時計数ラインについて測定空間１１内に設定されたｔ−θ極座標系で表した座標値（Ｔ，θ’）に変換され、さらに、この座標値（Ｔ，θ’）に対応する番地に変換され、この番地がｔ−θ変換部４０から出力される。この座標値から番地への変換に際して、光子対を検出した２つの光子検出器Ｄ_i およびＤ_j を互いに結ぶ同時計数ラインが被写体１０を通過するものである場合には高サンプリング密度で対応する番地に変換され、そうでない場合には低サンプリング密度で対応する番地に変換される。
【００４５】
このｔ−θ変換部４０から出力された番地はｔ−θメモリ６０に入力して、ｔ−θメモリ６０のその番地に一定値が累積加算される。ここで、もし、同時計数ラインが被写体１０を通過するものである場合には、ｔ−θメモリ６０の投影データ蓄積領域６０Ａのその番地に一定値が累積加算されて投影データＥ_A が蓄積される。逆に、同時計数ラインが被写体１０を通過しないものである場合には、ｔ−θメモリ６０の投影データ蓄積領域６０Ｂのその番地に一定値が累積加算されて投影データＥ_B が蓄積される。
【００４６】
このｔ−θメモリ６０の投影データ蓄積領域６０Ａおよび６０Ｂそれぞれに蓄積された投影データＥ_A およびＥ_B は、画像再構成部７０に転送され、この転送された投影データＥ_A およびＥ_B に基づいて、この画像再構成部７０により、測定空間１１における電子・陽電子対消滅の発生頻度の空間分布が算出され画像再構成される。そして、その再構成画像は、画像表示部８０により表示される。
【００４７】
次に、画像再構成部７０により再構成された画像に基づいてなされる散乱補正について説明する。この散乱補正における演算処理は、例えば、画像再構成をも行うホストコンピュータにより行われる処理である。図２は、散乱補正のフローチャートである。
【００４８】
先ず、ステップＳ１で、点応答関数を獲得する。この点応答関数は以下のようにして求める。すなわち、被写体１０と略同一形状の容器の中に水を満たしたものを、測定空間１１内の被写体１０が置かれるべき位置に置き、また、ＲＩ線源をリング２０の中心位置に置いて、被写体１０を測定するときと同様に測定してｔ−θメモリ６０に投影データを蓄積する。このとき、ｔ−θ変換部４０は、ｔ−θメモリ６０の全領域に亘って一定のサンプリング密度で投影データを蓄積させる。そして、この投影データに基づいて再構成画像部７０により画像再構成する。このようにして得られた再構成画像を点応答関数という。
【００４９】
ステップＳ１に続くステップＳ２では、この点応答関数と画像再構成部７０により得られた再構成画像Ｇ０とのコンボリューションを計算し、ステップＳ３では、ステップＳ２で得られたコンボリューション結果に基づいて投影データＥ１を逆算して求め、ステップＳ４では、実投影データＥ０（画像再構成部７０により補間された投影データＥ_B および投影データＥ_A ）から、ステップＳ３で得られた投影データＥ１を減算する。このステップＳ４における減算の結果として得られるものは、散乱データを含まない真の投影データに誤差が加えられたものである。
【００５０】
ステップＳ４に続くステップＳ５では、ステップＳ４の減算結果である投影データに基づいて画像再構成して再構成画像Ｇ１を算出し、ステップＳ６では、ステップＳ５で得られた再構成画像Ｇ１と再構成画像Ｇ０との誤差を、被写体１０が占める領域以外の領域において求める。そして、ステップＳ７では、この誤差が基準値ε未満であるか否かを判定する。誤差が基準値ε未満であると判定された場合には散乱補正の処理は終了し、そうでない場合には、ステップＳ８に進む。ステップＳ８では、ステップＳ５で算出された再構成画像Ｇ１を新たに再構成画像Ｇ０とし、再びステップＳ２に戻る。
【００５１】
このように、ステップＳ２乃至Ｓ８からなるループ処理は、誤差が基準値ε未満になるまで繰り返される。ただし、このループ処理における２回目以降の処理においては、ステップＳ２およびＳ６それぞれで参照される再構成画像Ｇ０は、その前の処理におけるステップＳ５で算出された再構成画像Ｇ１である。そして、ステップＳ７で誤差が基準値ε未満であると判定されて散乱補正の処理が終了した時点において、再構成画像Ｇ０（或いはＧ１）は、散乱データが除去された真の投影データに基づいて画像再構成されたものとなる。この散乱補正がなされた再構成画像も画像表示部８０に表示される。
【００５２】
なお、再構成画像のＳ／Ｎ比を劣化させる要因として、上述した散乱同時計数の他に、被写体１０における光子吸収や、リング２０を構成する多数の光子検出器間の感度の不均一がある。したがって、散乱補正に加えて、トランスミッション計測やブランク測定を行って吸収補正および感度補正を行うのも好適である。
【００５３】
次に、被写体１０の輪郭検出の方法について説明する。被写体１０の輪郭を検出する方法として、光学式３Ｄスキャナを利用するのも好適である。また、トランスミッション計測で得られるトランスミッション・データを利用して被写体１０の輪郭を検出する方法も好適である。以下では後者について説明する。図３は、トランスミッション・データを利用した被写体１０の輪郭の検出方法の説明図である。図３（ａ）は、被写体１０、校正用ＲＩ線源１２およびリング２０とともに、測定空間１１に設定された極座標系における或θ’方向の投影データ（トランスミッション・データＴ（ｔ，θ’））の分布をも示しており、図３（ｂ）は、ｔ−θメモリ６０に蓄積される投影データ（トランスミッション・データＴ（ｔ，θ））の分布を模式的に示している。
【００５４】
トランスミッション計測とは、エミッション計測（ＲＩ線源を投与された被写体１０から発生する光子対の測定）時と同じ位置にＲＩ線源が投与されていない被写体１０を置き、リング２０の中心軸を中心として被写体１０の周囲で校正用ＲＩ線源１２を回転させて行う計測を言う。また、トランスミッション・データとは、このトランスミッション計測によりｔ−θメモリ６０に蓄積された投影データを言い、被写体１０における光子吸収を補正する際に用いられるデータである。
【００５５】
このトランスミッション・データは、この図に示すように、被写体１０が占める領域を通過しない同時計数ラインについての投影データ（図３中の範囲Ｂ）は、被写体１０が占める領域を通過する同時計数ラインについての投影データ（図３中の範囲Ａ）と比較して、値が大きく且つ略一様である。したがって、このことを利用して被写体１０の輪郭を検出することができる。ｔ−θ変換部４０は、このようにして求められた被写体１０の輪郭をθ値を変数とする関数ｔ_s(θ) およびｔ_e(θ) として記憶し、さらに、この関数に基づいて座標値から番地への変換テーブルを用意しておく。
【００５６】
以上のように、本実施形態に係るＰＥＴにおいては、被写体１０が占める領域を通過しない同時計数ラインについては低サンプリング密度で投影データを蓄積することにしたので、ｔ−θメモリ６０から画像再構成部７０へ転送されるべき投影データの量は少なく、したがって、転送時間も短い。例えば、被写体１０の径が測定空間１１の径に対して１／３であり、投影データ蓄積領域６０Ａのサンプリング密度が従来と同等であり、また、投影データ蓄積領域６０Ｂのサンプリング密度が投影データ蓄積領域６０Ａのサンプリング密度に対して１／１６であると仮定すれば、本実施形態に係るＰＥＴにおいて転送されるべき投影データの量および転送時間は、従来のＰＥＴの場合と比較して、
1/3 ＋ 1/16・(1−1/3) ＝ ３／８ … (1)
になる。また、リング構成が多層であって且つ被写体１０が小さい場合（例えば被写体１０がラット等の小型動物である場合）には、被写体１０の径が測定空間１１の径に対して更に小さくなるだけでなく、リングの端の層ほど投影データ蓄積領域６０Ａにより高サンプリング密度で蓄積されるべき投影データの量を少なくすることができるので、更に、転送すべき投影データ量は減少し、転送時間は短縮される。
【００５７】
また、本実施形態に係るＰＥＴにおいては、被写体１０が占める領域を通過しない同時計数ラインについても投影データを蓄積することにしたので、散乱補正を精度よく行うこともできる。したがって、本実施形態に係るＰＥＴにおいても、従来のＰＥＴの如く全てのｔ−θ平面上で高サンプリング密度で投影データを蓄積する場合に得られる再構成画像と同等の高分解能の再構成画像が得られる。
【００５８】
次に、ｔ−θ変換部４０における座標値に対する番地の対応関係（サンプリング密度）について好適な例について図４乃至図１０を参照して以下に説明する。なお、これらの図それぞれは、リング２０および被写体１０のスライス面による切断面、ならびに、互いに９０度をなす２方位θそれぞれについてのサンプリング密度分布を示しているが、各θ方位それぞれについても同様である。
【００５９】
図４に示すサンプリング密度分布は、各θ値それぞれについて、被写体１０が占める領域を同時計数ラインが通過する場合におけるｔ値（ｔ_s(θ)＜ｔ＜ｔ_e(θ)）に対しては密であり、そうでない場合には粗である。ｔ−θ変換部４０は、被写体１０の輪郭に基づいて、座標値に対する番地の対応関係を用意しておく。
【００６０】
図５に示すサンプリング密度分布は、各θ値それぞれについて、被写体１０が占める領域に一定幅Δｔの領域を加えた領域を同時計数ラインが通過する場合におけるｔ値（ｔ_s(θ)−Δｔ＜ｔ＜ｔ_e(θ)＋Δｔ）に対しては密であり、そうでない場合には粗である。ｔ−θ変換部４０は、被写体１０の輪郭を一定幅Δｔだけ拡張した領域に基づいて、座標値に対する番地の対応関係を用意しておく。
【００６１】
図６に示すサンプリング密度分布は、各θ値それぞれについて、被写体１０が占める領域を同時計数ラインが通過する場合におけるｔ値（ｔ_s(θ)＜ｔ＜ｔ_e(θ)）に対しては密であり、被写体１０が占める領域に一定幅Δｔの領域を加えた領域を同時計数ラインが通過しない場合におけるｔ値（ｔ＜ｔ_s(θ)−Δｔ、ｔ_e(θ)＋Δｔ＜ｔ）に対しては粗であり、それ以外の領域を同時計数ラインが通過する場合におけるｔ値（ｔ_s(θ)−Δｔ＜ｔ＜ｔ_s(θ)、ｔ_e(θ)＜ｔ＜ｔ_e(θ)＋Δｔ）においては漸減・漸増している。ｔ−θ変換部４０は、被写体１０の輪郭およびこれを拡張した領域に基づいて、座標値に対する番地の対応関係を用意しておく。
【００６２】
図７に示すサンプリング密度分布は、各θ値それぞれについて、被写体１０が占める領域を同時計数ラインが通過する場合におけるｔ値（ｔ_s(θ)＜ｔ＜ｔ_e(θ)）に対しては密であり、この領域から遠ざかるに従い次第に粗になっていく。ｔ−θ変換部４０は、被写体１０の輪郭およびこの輪郭からの距離に基づいて、座標値に対する番地の対応関係を用意しておく。
【００６３】
これら図５乃至図７に示したサンプリング密度に従って投影データを蓄積する場合、被写体の全体に亘って高解像度の再構成画像が得られる。すなわち、再構成画像における高解像度領域および低解像度領域は、同時計数ラインのサンプリング密度の粗密の境界で急に変化するものではなく、その境界の両側の一定幅領域に亘って次第に変化するものである。したがって、投影データを高サンプリング密度で蓄積する範囲を、被写体が占める領域に加えて周辺に一定幅だけ拡げたものとし、この拡げられた領域を通過する同時計数ラインについて高サンプリング密度で蓄積した投影データに基づいて画像再構成すれば、被写体の全体に亘って高解像度の再構成画像が得られる。
【００６４】
以上に述べた図４乃至図７は、被写体１０に注目してサンプリング密度分布の好適な例を示したが、被写体（例えば頭部）１０内の一部の領域である注目領域（例えば視覚野）に注目した場合のサンプリング密度分布についても同様である。例えば、図８に示すサンプリング密度分布は、図４に示したものに対応するものであり、各θ値それぞれについて、被写体１０中の注目領域１０Ａを同時計数ラインが通過する場合におけるｔ値に対しては密であり、そうでない場合には粗である。しかし、被写体１０内の注目領域に注目した場合のサンプリング密度分布については、図９および図１０に示すように他にも好適例がある。
【００６５】
図９に示すサンプリング密度分布は、各θ値それぞれについて、注目領域１０Ａを同時計数ラインが通過する場合におけるｔ値（ｔ_s1(θ)＜ｔ＜ｔ_e1(θ)）に対しては密であり、被写体１０が占める領域を同時計数ラインが通過しない場合におけるｔ値（ｔ＜ｔ_s2(θ)、ｔ_e2(θ)＜ｔ）に対しては粗であり、注目領域１０Ａを同時計数ラインが通過しないが被写体１０を通過する場合におけるｔ値（ｔ_s2(θ)＜ｔ＜ｔ_s1(θ)、ｔ_e1(θ)＜ｔ＜ｔ_e2(θ)）に対しては中間密度である。また、図１０に示すサンプリング密度分布は、各θ値それぞれについて、注目領域１０Ａを同時計数ラインが通過しないが被写体１０を通過する場合におけるｔ値（ｔ_s2(θ)＜ｔ＜ｔ_s1(θ)、ｔ_e1(θ)＜ｔ＜ｔ_e2(θ)）に対しては漸増・漸減している。なお、関数ｔ_s1(θ)およびｔ_e1(θ)は注目領域１０Ａの輪郭線を、関数ｔ_s2(θ)およびｔ_e2(θ)は被写体１０の輪郭線を、それぞれ表す。
【００６６】
これら図９および図１０の何れの場合も、ｔ−θ変換部４０は、被写体１０および注目領域１０Ａそれぞれの輪郭に基づいて、座標値に対する番地の対応関係を用意しておく。なお、注目領域１０Ａは、被写体１０の内部に存在するものであって、その輪郭を検出することはできないが、例えばＰＥＴを用いて検査として脳賦活実験を行う場合には、被写体（頭部）１０内のどの領域が賦活化されるか予め判っているので問題はない。
【００６７】
以上述べた何れのサンプリング密度分布でも、被写体１０（または注目領域１０Ａ）を通過する同時計数ラインについては高サンプリング密度で投影データを蓄積するので、画像再構成部７０により得られる再構成画像は、被写体１０（または注目領域１０Ａ）については高解像度のものである。ただし、図９または図１０に示したサンプリング密度分布に従って蓄積された投影データに基づいて得られる再構成画像は、注目領域１０Ａについては高解像度であり、注目領域１０Ａ以外の被写体１０の領域については中解像度であり、被写体１０以外の領域については低解像度である。一方、被写体１０が占める領域を通過しない同時計数ラインについては低サンプリング密度で投影データを蓄積するので、一様に密に蓄積する従来のＰＥＴと比較して、投影データ量は少なく、ｔ−θメモリ６０の容量は少なくて済み、また、ｔ−θメモリ６０から画像再構成部７０へ投影データを転送する際に要する時間は短い。さらに、被写体１０（または注目領域１０Ａ）が占める領域を通過しない同時計数ラインについて蓄積された投影データに基づいて散乱補正を行うことで、高Ｓ／Ｎ比の再構成画像が得られる。
【００６８】
（第２の実施形態）
次に、第２の実施形態について説明する。図１１は、第２の実施形態に係るポジトロンＣＴ装置の構成図である。本実施形態に係るＰＥＴは、第１の実施形態に係るＰＥＴと比較して、ｔ−θ変換部４０およびｔ−θメモリ６０それぞれに替えて、ｔ−θ変換部４１およびｔ−θメモリ６１それぞれが設けられている点で異なる。
【００６９】
このｔ−θ変換部４１は、第１の実施形態におけるｔ−θ変換部４０と同様に、同時計数回路３０から出力された検出器識別信号対（Ｉ，Ｊ）を入力し、この検出器識別信号対（Ｉ，Ｊ）が示す光子対を検出した２つの光子検出器を互いに結ぶ同時計数ラインについて、測定空間１１内に設定されたｔ−θ極座標系で表した座標値（Ｔ，θ’）に変換し、さらに、この座標値（Ｔ，θ’）を所定の対応関係に従ってｔ−θメモリ６１上の番地に変換し、その番地を出力する。ただし、本実施形態においては、ｔ−θ変換部４１における座標値に対する番地の対応関係（サンプリング密度）は、座標値（Ｔ，θ’）のうちのＴ値が
ｔ_min ≦ Ｔ ≦ ｔ_max … (2)
なる関係式を満たすものである場合には、そうでない場合に比べて密、すなわち、ｔ−θ平面上の単位面積当たりの番地の数が多い。このサンプリング密度における粗密差は、ｔ座標およびθ座標の双方について設けられてもよいし、これらのうちの何れか一方について設けられてもよい。
【００７０】
ここで、ｔ_min 値およびｔ_max 値は、双方ともθ値に依存しない一定値であって、被写体１０が占める領域を通過する同時計数ラインについてｔ−θ変換部４１により得られるＴ値が必ず（２）式を満たすように定められた値である。すなわち、このｔ_min 値およびｔ_max 値それぞれは、被写体１０のｔ−θ平面上で表された輪郭に基づいて、その輪郭線のｔ座標値の最小値（或いは、それ以下）および最大値（或いは、それ以上）それぞれとして定められる。このことは、被写体１０が占める領域を含む球形状の領域を同時計数ラインが通過するか否かに応じて、サンプリング密度が異なることを意味している。
【００７１】
また、投影データを蓄積するｔ−θメモリ（投影データ蓄積手段）６１は、ｔ−θ変換部４１から出力された番地に一定値を累積加算して、測定空間１１で発生した光子対についての投影データを蓄積するものである。このｔ−θメモリ６１の投影データ蓄積領域は、２以上（本実施形態でも２つ）の投影データ蓄積領域６１Ａと６１Ｂとに分けることができる。なお、図１１に示すｔ−θメモリ６１でも、投影データ蓄積領域６１Ａおよび６１Ｂそれぞれについてｔ−θ平面上における投影データの分布を模式的に示している。
【００７２】
一方の投影データ蓄積領域６１Ａは、（２）式を満たす同時計数ラインについて、ｔ−θ変換部４０から出力された番地に一定値を累積加算して投影データＥ_A を蓄積する。他方の投影データ蓄積領域６１Ｂは、（２）式を満たさない同時計数ラインについて、ｔ−θ変換部４０から出力された番地に一定値を累積加算して投影データＥ_B を蓄積する。
【００７３】
したがって、本実施形態に係るＰＥＴでも、投影データ蓄積領域６１Ａには、測定空間１１内の所定領域における電子・陽電子対消滅に伴って発生した光子対の真の同時計数および散乱同時計数に関する投影データＥ_A が高いサンプリング密度で蓄積される。一方、投影データ蓄積領域６１Ｂには、散乱同時計数に関する投影データＥ_B が低いサンプリング密度で蓄積される。
【００７４】
本実施形態に係るＰＥＴの作用は、第１の実施形態の場合と略同様である。ただし、第１の実施形態では、同時計数回路３０から出力された検出器識別信号対（Ｉ，Ｊ）により表される同時計数ラインが被写体１０を通過するか否かに応じたサンプリング密度で、ｔ−θメモリ６０の２つの投影データ蓄積領域６０Ａおよび６０Ｂの何れかに一定値が累積加算されて投影データが蓄積されるのに対し、本実施形態では、同時計数ラインをｔ−θ極座標系で表した座標値（Ｔ，θ’）のうちのＴ値が（２）式を満たすか否かに応じたサンプリング密度で、ｔ−θメモリ６１の２つの投影データ蓄積領域６１Ａおよび６１Ｂの何れかに一定値が累積加算されて投影データが蓄積される点で異なる。
【００７５】
したがって、本実施形態でも、従来のＰＥＴに比べて、ｔ−θメモリ６１に蓄積される投影データの量は少なく、ｔ−θメモリ６１の容量は少なくて済み、また、ｔ−θメモリ６１から画像再構成部７０へ投影データを転送する量は少なく、転送時間も短い。また、高精度の散乱補正を行うこともできる。なお、第１の実施形態と比較すれば、本実施形態は、ｔ−θ変換部４１における番地への変換処理の内容が簡単であるが、その反面、高サンプリング密度領域である投影データ蓄積領域６１Ａに蓄積される投影データ量が多い。しかし、リング２０のスライス面に平行に被写体１０を切断したときの断面形状が略円形状である場合であって、また、被写体１０の中心がリング２０の中心軸上に位置するように被写体１０が置かれる場合には、本実施形態と第１の実施形態との間の効果上の差異は僅かである。
【００７６】
（第３の実施形態）
次に、第３の実施形態について説明する。図１２は、第３の実施形態に係るポジトロンＣＴ装置の構成図である。
【００７７】
本実施形態に係るＰＥＴは３Ｄ−ＰＥＴであって、リング２２は、被写体１０が置かれる測定空間１１を内部に含み、入射した光子を検出する多数の光子検出器が中心軸の周囲にリング状かつ中心軸方向に多層状に配列されて構成され、スライス間コリメータが取り外されている。これらの光子検出器は、測定空間１１の方向に受光面が向けられて、測定空間１１から飛来して入射した光子を検出する。これら光子検出器それぞれと同時計数回路３２との間には信号線が設けられおり、光子を検出した光子検出器から同時計数回路３２へ、その検出された光子のエネルギに応じた光子検出信号が送られる。
【００７８】
光子検出器それぞれから出力された光子検出信号を入力する同時計数回路３２は、リング２２内の２つの光子検出器Ｄ_i およびＤ_j が電子・陽電子対消滅に伴って発生する所定のエネルギ（５１１ｋｅＶ）を有する光子対を同時検出したことをエネルギ弁別して認識し、その時のこれら２つの光子検出器Ｄ_i およびＤ_j それぞれを示す検出器識別信号ＩおよびＪ、ならびに、その２つの光子検出器Ｄ_i およびＤ_j それぞれが属する２つの単層リング間の差信号ＲＤ（Ring Difference ）を出力する。
【００７９】
同時計数回路３２から出力された検出器識別信号対（Ｉ，Ｊ）およびリング間差信号ＲＤを入力するｘ−ｙ−θ−φ変換部（座標変換手段）４２は、検出器識別信号対（Ｉ，Ｊ）が示す光子対を検出した２つの光子検出器Ｄ_i およびＤ_j を互いに結ぶ同時計数ラインについて、測定空間１１内に設定されたｘ−ｙ−θ−φ極座標系で表した座標値（ｘ，ｙ，θ，φ）に変換し、さらに、この座標値（ｘ，ｙ，θ，φ）を所定の対応関係に従ってｘ−ｙ−θ−φメモリ６２上の番地に変換し、その番地を出力する。ここで、θおよびφは、その同時計数ラインの方位（図中の破線矢印）を表し、ｘおよびｙは、その同時計数ラインに垂直な投射平面（Projection Plane）上の直交座標系による位置を表す。
【００８０】
このｘ−ｙ−θ−φ変換部４２における座標値から番地への変換は、以下のような判定に基づいて行われる。すなわち、ｘ−ｙ−θ−φ変換部４２は、座標値（ｘ，ｙ，θ，φ）が表す同時計数ラインが測定空間１１内において通過する領域を判定する。例えば、測定空間１１内に置かれた被写体１０をその同時計数ラインが通過するか否かを判定する。あるいは、被写体１０のうちの注目領域をその同時計数ラインが通過するか否かを判定してもよい。ｘ−ｙ−θ−φ変換部４２は、検出器識別信号対（Ｉ，Ｊ）およびリング間差信号ＲＤに基づいて通過領域を判定してもよい。
【００８１】
なお、本実施形態においては、同時計数ラインの通過領域に応じた番地に変換するに際して、第１の実施形態の場合と同様にして被写体１０の輪郭を検出しておき、ｘ−ｙ−θ−φ変換部４２は、被写体１０の輪郭を各（θ，φ）方位それぞれについてｘ−ｙ平面上の曲線として記憶しておいて、座標値（ｘ，ｙ，θ，φ）が示す点がその曲線の内側に有るか否かに応じて、被写体１０が占める領域を同時計数ラインが通過するか否かを判定する。
【００８２】
そして、ｘ−ｙ−θ−φ変換部４２は、座標値に対する番地の対応関係（サンプリング密度）について粗密分布を有していて、被写体１０が占める領域を同時計数ラインが通過すると判定した場合におけるサンプリング密度が、そうでない場合におけるサンプリング密度よりも密、すなわち、ｘ−ｙ−θ−φ空間上の単位容積当たりの番地の数が多い。この投影データ蓄積領域６２Ａおよび６２Ｂの間における座標値（ｘ，ｙ，θ，φ）に対する番地の対応関係の粗密差は、ｘ座標、ｙ座標、θ座標およびφ座標の全てについて設けられてもよいし、これらのうちの幾つかについて設けられてもよい。
【００８３】
なお、本実施形態に係る３Ｄ−ＰＥＴのｘ−ｙ−θ−φ変換部４２におけるサンプリング密度分布も、第１の実施形態に係る２Ｄ−ＰＥＴのｔ−θ変換部４０におけるもの（図４乃至図１０）と同様のものが好適である。ただし、２Ｄ−ＰＥＴの場合のサンプリング密度分布は、各θ値それぞれについて変数ｔの関数として表されたが、３Ｄ−ＰＥＴの場合のサンプリング密度分布は、各（θ，φ）方位それぞれについて変数ｘおよびｙの関数として表される。
【００８４】
投影データを蓄積するｘ−ｙ−θ−φメモリ（投影データ蓄積手段）６２は、ｘ−ｙ−θ−φ変換部４２から出力された番地に一定値を累積加算して、測定空間１１で発生した光子対についての投影データを蓄積するものである。このｘ−ｙ−θ−φメモリ６２の投影データ蓄積領域は、２以上（本実施形態でも２つ）の投影データ蓄積領域６２Ａと６２Ｂとに分けることができる。なお、図１２に示すｘ−ｙ−θ−φメモリ６２では、投影データ蓄積領域６２Ａおよび６２Ｂそれぞれについて、或る２つの（θ，φ）方位および（θ’，φ’）方位それぞれにおけるｘ−ｙ平面上の投影データの分布を模式的に示しているが、実際には、各（θ，φ）方位それぞれについてｘ−ｙ平面上の投影データが蓄積される。
【００８５】
一方の投影データ蓄積領域６２Ａは、測定空間１１内の所定領域（被写体１０が占める領域、或いは、被写体１０内の注目領域）を通過する同時計数ラインについて、ｘ−ｙ−θ−φ変換部４２から出力された番地に一定値を累積加算して投影データＥ_A を蓄積する。他方の投影データ蓄積領域６２Ｂは、その所定領域を通過しない同時計数ラインについて、ｘ−ｙ−θ−φ変換部４２から出力された番地に一定値を累積加算して投影データＥ_B を蓄積する。
【００８６】
したがって、投影データ蓄積領域６２Ａには、測定空間１１内の所定領域における電子・陽電子対消滅に伴って発生した光子対の真の同時計数および散乱同時計数に関する投影データＥ_A が高いサンプリング密度で蓄積される。一方、投影データ蓄積領域６２Ｂには、散乱同時計数に関する投影データＥ_B が低いサンプリング密度で蓄積される。
【００８７】
このｘ−ｙ−θ−φメモリ６２の投影データ蓄積領域６２Ａおよび６２Ｂそれぞれに蓄積された投影データＥ_A およびＥ_B は、画像再構成部（例えば、ホストコンピュータ）７２に転送される。ここで、ｘ−ｙ−θ−φメモリ６２から画像再構成部７２へ転送される投影データは、測定空間１１内の所定領域を通過する同時計数ラインについて投影データ蓄積領域６２Ａに蓄積された投影データＥ_A 、および、測定空間１１内の所定領域を通過しない同時計数ラインについて投影データ蓄積領域６２Ｂに蓄積された投影データＥ_B である。前者の投影データＥ_A は、高サンプリング密度ではあるがｘ−ｙ−θ−φ空間内の狭い領域のものであり、後者の投影データＥ_B は、低サンプリング密度で蓄積されたものである。
【００８８】
そして、画像再構成部７２は、ｘ−ｙ−θ−φメモリ６２から転送された投影データＥ_A およびＥ_B に基づいて、測定空間１１における電子・陽電子対消滅の発生頻度の空間分布を算出し画像再構成を行う。すなわち、投影データＥ_A のサンプリング密度と同一のサンプリング密度となるように投影データＥ_B を補間し、この補間された投影データＥ_B と投影データＥ_A とに基づいて画像再構成をする。画像表示部８２は、画像再構成部７２により再構成された画像を表示する。
【００８９】
本実施形態に係るＰＥＴは以下のように作用する。すなわち、ＲＩ線源が投与された被写体１０がリング２２内の測定空間１１に置かれると、その被写体１０内部で電子・陽電子対消滅に伴って光子対が放出される。その光子対がリング２２を構成する多数の光子検出器のうちの何れか２つの光子検出器Ｄ_i およびＤ_j により検出されると、光子を検出した旨を示す光子検出信号が、その２つの光子検出器Ｄ_i およびＤ_j それぞれから出力され、同時計数回路３２に入力する。これら光子検出信号を入力する同時計数回路３２により、所定のエネルギ（５１１ｋｅＶ）を有する光子対が同時に検出されたものであるか否かが判定され、同時計数であると判定された場合には、その光子対を検出した２つの光子検出器Ｄ_i およびＤ_j それぞれを示す検出器識別信号対（Ｉ，Ｊ）ならびにリング間差信号ＲＤが出力される。
【００９０】
そして、この検出器識別信号対（Ｉ，Ｊ）およびリング間差信号ＲＤを入力するｘ−ｙ−θ−φ変換部４２により、検出器識別信号対（Ｉ，Ｊ）およびリング間差信号ＲＤが示す同時計数ラインについて測定空間１１内に設定されたｘ−ｙ−θ−φ極座標系で表した座標値（ｘ，ｙ，θ，φ）に変換され、さらに、この座標値（ｘ，ｙ，θ，φ）に対応する番地に変換され、この番地がｘ−ｙ−θ−φ変換部４２から出力される。この座標値から番地への変換に際して、光子対を検出した２つの光子検出器Ｄ_i およびＤ_j を互いに結ぶ同時計数ラインが被写体１０を通過するものである場合には高サンプリング密度で対応する番地に変換され、そうでない場合には低サンプリング密度で対応する番地に変換される。
【００９１】
このｘ−ｙ−θ−φ変換部４２から出力された番地はｘ−ｙ−θ−φメモリ６２に入力して、ｘ−ｙ−θ−φメモリ６２のその番地に一定値が累積加算される。ここで、もし、同時計数ラインが被写体１０を通過するものである場合には、ｘ−ｙ−θ−φメモリ６２の投影データ蓄積領域６２Ａのその番地に一定値が累積加算されて投影データＥ_A が蓄積される。逆に、同時計数ラインが被写体１０を通過しないものである場合には、ｘ−ｙ−θ−φメモリ６２の投影データ蓄積領域６２Ｂのその番地に一定値が累積加算されて投影データＥ_B が蓄積される。
【００９２】
このｘ−ｙ−θ−φメモリ６２の投影データ蓄積領域６２Ａおよび６２Ｂそれぞれに蓄積された投影データＥ_A およびＥ_B は、画像再構成部７２に転送され、この転送された投影データＥ_A およびＥ_B に基づいて、この画像再構成部７２により、測定空間１１における電子・陽電子対消滅の発生頻度の空間分布が算出され画像再構成される。そして、その再構成画像は、画像表示部８２により表示される。
【００９３】
以上のように、本実施形態に係るＰＥＴにおいても、第１の実施形態の場合と同様に、被写体１０が占める領域を通過しない同時計数ラインについては低サンプリング密度で投影データを蓄積することにしたので、ｘ−ｙ−θ−φメモリ６２から画像再構成部７２へ転送されるべき投影データの量は少なく、したがって、転送時間も短い。特に、本実施形態では３Ｄ−ＰＥＴであり、蓄積される投影データは２Ｄ−ＰＥＴの場合に比べて格段に多いので、投影データ量の削減および投影データ転送時間の短縮の効果は大きい。
【００９４】
すなわち、例えば被写体１０がラット等の小型動物である場合のように、被写体１０のリング軸方向の大きさがリングの厚みよりも小さく、且つ、被写体１０の径が測定空間１１の径に対して小さい場合には、高サンプリング密度で蓄積すべき投影データは、図１２の投影データ蓄積領域６２Ａに模式的に示したように、各（θ，φ）方位それぞれについてｘ−ｙ平面上の中央の一定領域にのみ蓄積される。したがって、第１の実施形態の場合と比較して、投影データ蓄積領域６２Ａにより高サンプリング密度で蓄積されるべき投影データの量の割合は少なく、投影データ量の削減および投影データ転送時間の短縮の効果は大きい。一般に、３Ｄ−ＰＥＴのリングの軸方向の厚みは２Ｄ−ＰＥＴのリングの厚みよりも厚いので、この効果は更に大きい。
【００９５】
また、本実施形態に係るＰＥＴにおいても、被写体１０が占める領域を通過しない同時計数ラインについても投影データを蓄積することにしたので、散乱補正を精度よく行うこともできる。したがって、本実施形態に係るＰＥＴにおいても、従来のＰＥＴの如く全てのｘ−ｙ−θ−φ空間上で高サンプリング密度で投影データを蓄積する場合に得られる再構成画像と同等の高分解能の再構成画像が得られる。
【００９６】
（第４の実施形態）
次に、第４の実施形態について説明する。図１３は、第４の実施形態に係るポジトロンＣＴ装置におけるリングの構成図である。
【００９７】
本実施形態に係るＰＥＴの全体構成は、第３の実施形態の場合と同様である。ただし、本実施形態では、ＰＥＴのリング２２内の測定空間１１に置かれる被写体１０は、被験者（人や他の動物）の頭部であり、このＰＥＴにより観察しようとしている注目領域１０Ａは、その頭部の後頭部にある視覚野である。すなわち、本実施形態は、注目領域（視覚野）１０Ａについて脳賦活実験を行うものである。
【００９８】
例えば、○や×等の簡単な図形や風景・模様等を被写体（被験者）１０に見せながら、ＰＥＴにより、注目領域（視覚野）１０Ａを測定して投影データを蓄積し、その投影データに基づいて再構成画像を得る。一方、被写体（被験者）１０に何も見せることなく、ＰＥＴにより、注目領域（視覚野）１０Ａを測定して投影データを蓄積し、その投影データに基づいて再構成画像を得る。そして、これらの２つの再構成画像の間で減算を行って、その減算結果に基づいて、被写体（被験者）１０の脳内の何処の領域が視覚刺激により賦活化されるかを特定する。このような実験あるいは検査を脳賦活実験という。
【００９９】
この脳賦活実験では、被写体（被験者）１０に与える視覚刺激の内容によっては、或いは、被写体（被験者）１０によっては、注目領域（視覚野）１０Ａが強く賦活されている時間が数十ｍ秒から数秒程度と短い場合が多い。また、繰り返して測定する場合には、被写体（被験者）１０が視覚刺激に馴れて、脳賦活が弱くなることもある。したがって、ＰＥＴによる測定時間の短縮化が強く望まれている。
【０１００】
一方、投影データに基づいて画像再構成するには、注目領域（視覚野）１０Ａだけでなく被写体（被験者）１０を通過する同時計数ラインについて投影データを蓄積する必要があり、また、散乱補正を行うためには、被写体（被験者）１０が占める領域を通過しない同時計数ラインについても投影データを蓄積する必要がある。
【０１０１】
したがって、検査として脳賦活実験を行う場合のように、脳内のどの領域が賦活化されるか予め判っている場合には、ｘ−ｙ−θ−φ変換部４２は、注目領域（視覚野）１０Ａが占める領域を同時計数ラインが通過するか否かに応じて異なるサンプリング密度でその同時計数ラインを表す座標値（ｘ，ｙ，θ，φ）を番地に変換し、投影データ蓄積領域６２Ａは、注目領域（視覚野）１０Ａが占める領域を通過する同時計数ラインについての投影データを高サンプリング密度で蓄積し、投影データ蓄積領域６２Ｂは、注目領域（視覚野）１０Ａが占める領域を通過しない同時計数ラインについても投影データを低サンプリング密度で蓄積すればよい。このようにして蓄積された投影データに基づいて画像再構成すれば、投影データの総量を減少させることができる一方で、得られる再構成画像は、散乱補正がなされて高Ｓ／Ｎ比のものであって、注目領域（視覚野）１０Ａについては高解像度となる。
【０１０２】
本発明は、上記実施形態に限定されるものではなく種々の変形が可能である。例えば、第３および第４の実施形態で説明した３Ｄ−ＰＥＴの場合であっても、第２の実施形態の場合と同様に、ｘ−ｙ−θ−φ変換部は、被写体が占める領域または注目領域を同時計数ラインが通過するか否かに応じてではなく、被写体が占める領域または注目領域を含む球形状の領域を同時計数ラインが通過するか否かに応じて、異なるサンプリング密度でその同時計数ラインを表す座標値（ｘ，ｙ，θ，φ）を番地に変換してもよい。
【０１０３】
また、ｔ−θメモリおよびｘ−ｙ−θ−φメモリは、同時計数ラインを表す座標値を番地へ変換するする際のサンプリング密度の分布を自在に設定可能であるのが好適である。この場合、被写体に依って形状や大きさが異なる場合や、また、同一の被写体であっても置かれる位置や注目領域が異なる場合には、それに応じて、投影データを高サンプリング密度で蓄積すべき領域を適切に設定することができる。
【０１０４】
【発明の効果】
以上、詳細に説明したとおり本発明によれば、リングを構成する多数の光子検出器のうちの何れかの１対の光子検出器により、リング内の測定空間内で電子・陽電子対消滅に伴って発生した光子対が検出されると、座標変換手段（ｔ−θ変換部、ｘ−ｙ−θ−φ変換部）により、その１対の光子検出器を互いに結ぶ同時計数ラインについて極座標系で表した座標値が所定の対応関係に従って番地に変換され、その番地が出力される。投影データ蓄積手段（ｔ−θメモリ、ｘ−ｙ−θ−φメモリ）の２以上の所定数の投影データ蓄積領域の何れかに、座標変換手段から出力された番地に一定値が累積加算されて、投影データが蓄積される。そして、投影データ蓄積手段の所定数の投影データ蓄積領域それぞれに蓄積された投影データに基づいて、画像再構成手段により、測定空間における電子・陽電子対消滅の発生頻度の空間分布が算出され再構成画像が得られる。
【０１０５】
ここで、座標変換手段において、同時計数ラインの位置および方位を示す座標値に対する番地の対応関係が粗密分布を有するものとしたので、全ての座標値に対する番地の対応関係が一様に密である従来の場合と比較して、投影データ蓄積手段から画像再構成手段に転送されるべき投影データの量は少なく、且つ、その転送に要する時間は短い。したがって、ダイナミック計測においてフレーム時間を短縮化することができる。また、従来の場合に比べて投影データ量を削減するにも拘わらず、画像再構成手段により得られる再構成画像のうち、当該対応関係が密な投影データ蓄積領域に蓄積された投影データに基づく部分（被写体像または注目領域の部分）については、高解像度のものが得られ、また、散乱補正を行えば、従来の場合と同程度の高Ｓ／Ｎ比の再構成画像を得ることができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】第１の実施形態に係るポジトロンＣＴ装置の構成図である。
【図２】散乱補正のフローチャートである。
【図３】被写体の輪郭の検出方法の説明図である。
【図４】ｔ−θ変換部における座標値に対する番地の対応関係の第１の好適例の説明図である。
【図５】ｔ−θ変換部における座標値に対する番地の対応関係の第２の好適例の説明図である。
【図６】ｔ−θ変換部における座標値に対する番地の対応関係の第３の好適例の説明図である。
【図７】ｔ−θ変換部における座標値に対する番地の対応関係の第４の好適例の説明図である。
【図８】ｔ−θ変換部における座標値に対する番地の対応関係の第５の好適例の説明図である。
【図９】ｔ−θ変換部における座標値に対する番地の対応関係の第６の好適例の説明図である。
【図１０】ｔ−θ変換部における座標値に対する番地の対応関係の第７の好適例の説明図である。
【図１１】第２の実施形態に係るポジトロンＣＴ装置の構成図である。
【図１２】第３の実施形態に係るポジトロンＣＴ装置の構成図である。
【図１３】第４の実施形態に係るポジトロンＣＴ装置におけるリングの構成図である。
【図１４】散乱同時計数の説明図である。
【符号の説明】
１０…被写体、１０Ａ…注目領域、１１…測定空間、１２…校正用ＲＩ線源、２０，２２…リング、３０，３２…同時計数回路、４０，４１…ｔ−θ変換部、４２…ｘ−ｙ−θ−φ変換部、６０…ｔ−θメモリ、６０Ａ，６０Ｂ…投影データ蓄積領域、６１…ｔ−θメモリ、６１Ａ，６１Ｂ…投影データ蓄積領域、６２…ｘ−ｙ−θ−φメモリ、６２Ａ，６２Ｂ…投影データ蓄積領域、７０，７２…画像再構成部、８０，８２…画像表示部。

Claims (10)

1. 入射した光子のエネルギに応じた光子検出信号をそれぞれ出力する複数個の光子検出器が測定空間を囲んで配列されたリングと、
   前記光子検出信号を入力し、前記測定空間における電子・陽電子対消滅によって発生する光子対をエネルギ弁別して、前記光子対のそれぞれの光子を検出した光子検出器対を示す検出器識別信号を出力する同時計数回路と、
   前記測定空間に設定された極座標系による座標値に対する番地が粗密分布を有する対応関係に従って、前記検出器識別信号が示す光子検出器対を互いに結ぶ同時計数ラインについて前記極座標系で表現した座標値に対応する番地を出力する座標変換手段と、
   前記座標変換手段から出力された番地に一定値を累積加算して投影データを蓄積する投影データ蓄積手段と、
   前記投影データ蓄積手段に蓄積された前記投影データに基づいて、前記測定空間における電子・陽電子対消滅の発生頻度の空間分布を算出し画像再構成を行う画像再構成手段と、
   を備え、
   前記座標変換手段は、
   前記検出器識別信号が示す光子検出器対を互いに結ぶ同時計数ラインが前記測定空間内の所定領域を通過するか否かに応じて、前記同時計数ラインが前記所定領域を通過するときの座標値に対する番地の対応関係が、前記同時計数ラインが前記所定領域を通過しないときの座標値に対する番地の対応関係よりも密であり、
   前記対応関係に従って座標値に対応する番地を一意的に決定して出力する、
   ことを特徴とするポジトロンＣＴ装置。
2. 前記画像再構成手段により画像再構成された前記空間分布の画像に基づいて散乱補正を行う散乱補正手段を更に備える、ことを特徴とする請求項１記載のポジトロンＣＴ装置。
3. 前記測定空間に置かれた被写体の輪郭を検出する輪郭検出手段を更に備え、
   前記座標変換手段は、前記輪郭検出手段により検出された前記輪郭に基づいて前記粗密分布を有する、
   ことを特徴とする請求項１記載のポジトロンＣＴ装置。
4. 前記座標変換手段は、前記粗密分布に関して自在に設定可能である、ことを特徴とする請求項１記載のポジトロンＣＴ装置。
5. 前記座標変換手段は、前記測定空間内に置かれた被写体が占める領域または前記被写体内の注目領域の何れかを前記所定領域とする、ことを特徴とする請求項１記載のポジトロンＣＴ装置。
6. 前記座標変換手段は、前記測定空間内に置かれた被写体が占める領域または前記被写体内の注目領域の何れかの周辺に一定幅領域を加えた領域を前記所定領域とする、ことを特徴とする請求項１記載のポジトロンＣＴ装置。
7. 前記座標変換手段は、前記測定空間内に置かれた被写体が占める領域または前記被写体内の注目領域の何れかを含む球形状の領域を前記所定領域とする、ことを特徴とする請求項１記載のポジトロンＣＴ装置。
8. 前記座標変換手段は、前記対応関係の粗密が前記所定領域の境界においてステップ的に変化する、ことを特徴とする請求項１記載のポジトロンＣＴ装置。
9. 前記座標変換手段は、前記対応関係の粗密が前記所定領域の中心部付近から前記測定空間の周辺部に亘って次第に変化する、ことを特徴とする請求項１記載のポジトロンＣＴ装置。
10. 前記座標変換手段は、前記対応関係の粗密が前記所定領域の境界周辺の一定幅領域において次第に変化する、ことを特徴とする請求項１記載のポジトロンＣＴ装置。

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