JPS62207986A - ポジトロンｃｔ装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 （産業上の利用分野） 本発明は、医療用画像診断装置であるポジトロンＣ’ｌ
’　（Ｃｏｍｐｕｔｅｒ　Ｔｏｍｏｇｒａｐｂｙ　）装
置、特に検出器の配列に改良を施し、検出器を移動させ
ないで、充分な解像力を得ることができるポジトロンＣ
Ｔ装置に関する。

（従来の技術） ポジトロンＣＴ装置は人体のまわりに対向するシンチレ
ータ（検出器）を配置し、人体を通る断面を通して陽電
子放出核種の人体内分布集＄Ａ濃度を測定するものであ
る。

ある種の同位元素は陽電子を放出して崩壊するが、この
陽電子は人体内を数ｍｍ以下の距離を進行する間に衝突
によってエネルギーを失い、陰電子と結合して消滅する
。

その際、２つの粒子静止質量は５１１ＫｅＶの２本のγ
線対となり、互いに１８０°の反対方向に放射される。

これらが人体を取り囲むどのシンチレータ（検出器）に
入射したかを同時計数法により検出すれば、放射源はそ
れぞれのシンチレータを結ぶ直線上にあることになる。

この場合の直線と直角方向への解像は検出器幅の約１／
２である。

なお、同時計数とは、対向する２つの検出器に同時にγ
線が検出された場合のみを選択的に測定する方法である
。

また、それぞれのシンチレータへのＴ線入対時間の差を
とれば、この時間決定精度内の不確実さを持ちつつも、
直線上のどの範囲に放射源があるかという情報が得られ
る。

従来、Ｘ線ＣＴ装置などで用いられる画像再構成法（重
畳積分法）によって断層画像を再構成する場合再構成画
像上で上記の検出器幅の１／２の解像力を得るためには
、各角度の投影データ上で検出器幅の１／４以下のサン
プリング間隔が必要であるとされていた。

そのため、検出器リングを測定中、機械的に走査するこ
とにより、この検出器幅の１／４以下のサンプリングを
得ている。走査方法としてはウオブリングと呼ばれる円
形ゆすり運動、連続回転（検出器は不均等配列）等が用
いられている。

しかし、前述の必要条件（各角度の投影データ上で検出
器幅の１／４以下のサンプリングをすること）は、重畳
積分法に由来するもので、画像構成法を改善することに
よって、必ずしもこれを満足しなくても良い。

この場合、測定データは各投影データを細かく均等にサ
ンプリングする必要は無いかわり、実際の再構成の対象
となる絵素（ｐｉｘｅｌ　）を２次元的にサンプリング
する必要がある。

すなわち、２次元的な拡がりを有する絵素に対しては、
１つの投影角度上のサンプリングだけでなく、全方向の
投影データのサンプリングを総括的に考慮する必要があ
る。

第９図において、θ１方向では、サンプリング線が無い
、＃２．＃７．＃９の絵素もθ２方向ではサンプリング
される。

このように、すべての投影角度でサンプリングされなく
ても、近い角度で相補的サンプリングされれば、再構成
法を工夫することにより、十分解像度の良い再構成画像
が得られる。

しかし、従来の装置では検出リングを静止させた状態で
用いると視野面内のうち、特に視野中心近辺における解
像力は低下する。

したがって、視野全域にわたる良好な解像度を得るため
には検出器リングのｔａ械的走査が必要であった。

（発明が解決しようとする問題点） 従来装置では、前述の検出器リング走査が必要であった
ため （１１−回の走査時間により計測時間が制限されていた
。

（２）　　（１）に関連して、心臓を対象とした計測で
は心拍に併せてデータ収集（ゲートイメージングと呼ば
れるデータ収集）を行う必要がある。

このとき特に検出器リングの走査によりイメージの劣化
が生じ易い。

（３）　　走査を行わせるための機械構造が繁雑になる
。

（４）走査により生ずる機械音が被検者の聴覚を通して
雑音（脳の働きにおける）となり、脳機能診断時の妨げ
となる。

（５）走査によりサンプリング数が増加し、これに伴い
データ転送、記憶、等の量が膨大になる。

本発明の目的は、走査により生ずる上記欠点を克服する
ためのもので、静止した検出器リングを有する装置にお
いて、従来の走査動作を伴う装置と同等の解像力を得る
ことができる検出器の配列を備えたポジトロンＣＴ装置
を提供することにある。

（問題点を解決するための手段） 前記目的を達成するために、本発明による第１のポジト
ロンＣＴ装置は、多数の検出器をリング状に配列し各検
出器出力の同時計数をとり、同時計数された検出器アド
レスまたは投影データアドレスに変換して蓄積してこれ
らのデータを用いて像を再構成処理するデータ処理装置
をもつポジトロンＣＴ装置において、前記検出器を奇数
個のグループに分割し、かつ各グループ間に、グループ
内における検出器ピッチの１／２の間隔を設けて配設し
て構成されている。

前記装置の前記データ処理装置は高速でデータ間補間、
再配置をする前処理装置を含んでいる。

また、本発明による第２のポジトロンＣＴ装置は、多数
の検出器をリング状に配列し各検出器出力の同時計数を
とり、同時計数された検出器アドレスまたは投影データ
アドレスに変換して蓄積してこれらのデータを用いて像
を再構成処理するデータ処理装置をもつポジトロンＣＴ
装置において、前記検出器を奇数個のグループに分割し
、かつ各グループ間に、グループ内における検出器ピン
チの１／２の間隔を設けて配設し、さらに各グループ内
の検出器をリング中心方向にずらして配置して構成され
ている。

また、前記データ処理装置は高速でデータ間補間。

再配置をする前処理装置を含んでいる。

（実施例） 以下、図面等を参照して本発明をさらに詳しく説明する
。

第１図は本発明による、ポジトロンＣＴ装置の検出器の
第１の配列および第２の配列の実施例を示す平面図であ
る。

第１図（Ａ）に示す配列は、γ線を検出する検出器を奇
数（７１ＴＩＡ）の各グループ（１グループは６個）に
分割し、かつ各グループ間に、グループ内における検出
器ピッチｄの１／２の間隔を設けて配設したものである
。

この配列は理解を容易にするために、検出器の数を減少
しであるが、後述する実施例では検出器を２４０個使用
している。

検出器として、ＢＧＯシンチレータとそのシンチレーシ
ョン光を検出する光電子増倍管を組み合わせたものを用
いている。ＢａＦ２シンチレータ、Ｎａｌシンチレータ
等も同様に利用できる。

第１図（Ｂ）に示す配列も同様に、γ線を検出する検出
器を奇数（７個）の各グループ（１グループは６ｆ［１
ｉｌ）に分割し、かつ各グループ間に、グループ内にお
ける検出器ピッチｄの１７２の間隔を設けて配設したも
のであるが、さらに各グループ内のそれぞれの検出器を
リング中心方向に各検出器毎に異なった距離だけずらせ
て配置して構成しである。

第２図に１つのグループの検出器を取り出して示しであ
る。

左回の検出器１０１の入射面はリングの基準円からｄ／
３だけ外方向に、次の検出器１０２の入射面は基準円に
、次の検出器１０３の入射面は基準円よりｄ／３だけ内
方向に、さらに次の検出器１０４の入射面は基準円から
２ｄ／３だけ内方向に配置されている。

検出器１０５と、１０６はそれぞれ、１０３．１０２と
同じだけずらされている。

次に第１図に示した本発明による検出器の２　ｆａｔ類
の配列の特徴を従来の配列と比較して説明する。

第３図（Ａ）は、従来の検出器の配列において、リング
中心を含む極く限られた領域に存在する各検出器を結ぶ
線を示したグラフである。

これはすなわち、検出器リングを静止状態にして得られ
る同時計数対直線（サンプリング線）である。

この例は、３０個の検出器を従来装置のようにリング上
に等間隔で配列したものであり、リング上に配列された
対向部分の６個の検出器のみを示しである。

検出器リングを静止状態にて得られる同時計数対を直線
（サンプリング線）で結んである。

視野中心近辺で発生したγ線は第３図（Ａ）の直線上の
ものがサンプリング（検出）される。

この時、絵素幅としては検出器幅の１／４をとりこれを
図中太線で中心付近の４絵素のみ示す。

前記４絵素のうち左下の一つに着目し、この絵素とこの
絵素に存在するサンプリング線を下側に拡大して示す。

拡大図のη方向にサンプリング線が集中し、ξ方向には
サンプリング線がない。

つまり、サンプリング線の角度がかたよっておりこの状
態ではξ方向の解像力は優れるが、η方向の解像力は得
られない。

第３図（Ｂ）は、第１図の（Ａ）に示す配列を、１グル
一プ６個の検出器を各グループ間にｄ／２０間隔を保っ
て配列したときの、サンプリング線を示したものである
。同様に中心部の４絵素を太線で示しである。

この図と第３図（Ａ）を対比するとサンプリング線が散
らばり、絵素毎のサンプリングの方向のかたよりが減少
していることが理解できる。

これにより、視野全域にわたる一様な解像力が得られる
ことになる。

第３図（Ｃ）は第１図の（Ｂ）に示した配列によるもの
である。

検出器グループ内に凹凸をつけると、第１図（Ａ）に対
するものより絵素毎のサンプリングの方向のかたよりが
一層減少し、視野全域にわたるより一様な解像力が得ら
れることになる。

第４図は、本発明による検出器群をもつポジトロンＣＴ
装置のデータ処理装置の第１の実施例を示すブロック図
である。

被検者１０から放出されるγ線対は前記検出器リング中
の一対の検出器に入射する。

各検出器は、γ線を電気信号に変換して同時計数アドレ
ス変換部２へ検出信号を送る。

同時計数アドレス変換部２では対向する検出器間で同時
計数を行う。

同時計数された検出器対のアドレスをこの２個の検出器
を結ぶ直線の角度（θ）とこの直線のリング中心までの
距離（１）により表わされるアドレスに変換し、カウン
タメモリ部３へ送る。

第５図は、前記検出器を結ぶ直線の角度（θ）とこの直
線のリング中心までの距ｆｉｌ　（ｔ）の例を示した略
図である。

前記（１）と（θ）により表わされたものをｔ−θテー
ブルとよぶ。

カウンタメモリ部３ではｔ−θテーブルの内容をメモリ
に蓄積する。

これらのデータは４の像再構成処理部に導かれ、ここで
逐次近似演算処理を繰り返すことにより、被検体中の放
射性同位元素分布の２次元再構成像が得られる。

逐次近似演算処理は予め画像データに仮の値を入れてお
き（通常は一定値）、これから投影データを計算で求め
、その値を投影データと比較し、補正する。

これを何回も繰り返すことにより像の再構成が行われる
。

これらは表示装置５に表示あるいは磁気ディスク等に記
憶される。

本実施例では同時計数された検出器対のアドレスをｔ−
θ変換し、カウンタメモリ部３へ転送蓄積しているが、
検出器対のアドレスを一度蓄積し、この後を一θ変換し
てもよい。

第６図は、本発明による検出器群をもつポジトロンＣＴ
装置のデータ処理装置の第２の実施例を示すブロック図
である。

第４図に示したデータ処理装置とは、カウンタメモリ部
３にデータ前処理部５０を設けた点で異なっている。

このデータ前処理部５０を設けることにより、像再生処
理時間を短縮することができる。

逐次近似処理を適用する前に第７図に示すデータ前処理
部により補間されたデータをもとに重畳積分法による画
像構成を実施するものである。

これにより、第４図に示したデータ処理装置に比較して
より少ない繰り返しの逐次近似処理で画像が復元でき、
高速化を図ることができる。

第７図はデータ前処理部の実施例を示すプロ・ツク図で
ある。

入力されるｔ−θデータは、あらかじめ設定されたｔ−
θテーブルメモリの一部を占める。

む−θテーブルはθ方向のアドレス間隔を（１８０°／
検出器数）、を方向のアドレス間隔を検出幅の１／４以
下に設定されている。

データ前処理部ではｔ−θテーブルメモリ中のデータの
与えられていないアドレスに対して、この近傍データか
ら内挿あるいはデータの振り分けが行われる。ここでは
内挿あるいはデータの振り分けを補間と総称する。

メモリ　（Ｉ）５４にまず実データが蓄積される。

補間されるべきメモリ上のアドレスおよびその方法は補
間法、補間点選択ＲＯＭ５２に予め記憶されている。

また、この時の補間の重みをマスクＲＯＭ５３に記憶さ
せておく。

これらを用いてメモリ　（Ｉ）５４の内容を演算しその
結果をメモリ　（ｎ）５６に入れる。

補間後のデータはメモリ（ｎ）５６から第６図の像再構
成処理部４に送られる。ここで重畳積分法を用いて像の
再構成が行われ、第１次の再構成像が得られる。

第１次の再構成像では、データの補間処理により解像力
は劣化している。

次にこの再生像に対して補間前のメモリ　（Ｉ）５４内
の投影実データを用いて逐次近似処理を繰り返す。これ
により視野内全域における解像力が改善される。

次に前記ポジトロンＣＴ装置の第１図（Ａ）に示す検出
器配列のものと、従来の検出器配列のものを静止して用
いた場合の中心部の解像力を比較して説明する。

従来の検出器配列として、検出器の配列のピッチｄが（
ｉｍｍのものをリング状に配列する。

実施例として２４０個の検出器を１５個のグループに分
け、グループ内の１６個の検出器のピッチｄを６ｍｍで
配列し、各グループ間の間隔を６／２ｍｍとして配置す
る。

このリング状に配置された検出器の中心部に、１５個の
点状放射線源を３絵素ごとに第８図（１）に示すように
配置する。

従来の配列の検出器の出力を第６図に示した装置により
逐次近似法を用いて処理した結果を第８図（ｎ）に示す
。

また、前記実施例の配列の検出器の出力を同様に処理し
た結果を第８図（ｍ）に示す。

縦軸は線源のＴ線放射の頻度と考えて良い。

第８図（ｎ）のＸ　−５ｈｕｔ　＝　Ｏは、（８）の放
射線源が、リングの中心に一致している場合を示す。

中心の（７）　（８１（９）が分解されていない。

これに対して第８図（ＩＩ）のＸ　−５ｈｉｆｔ　−０
では各放射源が明確に分離されている。

Ｘ−５ｈｉｆｔ　＝０．５．　Ｘ−５ｈｉｆｔ　＝　１
はそれぞれ、放射源の中心をＸ方向に０．５および１だ
けずらした状態でのＸ方向の再生画像を示している。

従来の配列ではいずれの場合も１５個の放射源に分解さ
れていないが、実施例はいずれも明瞭に分解されている
。

（発明の効果） 以上詳しく説明したように、本発明によるポジトロンＣ
Ｔ装置では、多数の検出器をリング状に配列し各検出器
出力の同時計数をとり、同時計数された検出器アドレス
または投影データアドレスに変換して蓄積してこれらの
データを用いて像を再構成処理するデータ処理装置をも
つポジトロンＣＴ装置において、前記検出器を奇数個の
グループに分割し、かつ各グループ間に、グループ内に
おける検出器ピッチの１／２の間隔を設けて配設するか
、またさらに各グループ内の検出器をリング中心方向に
ずらして配置しである。

したがって、検出器の走査を行なわなくても従来と同様
の分解能が得られる。

その結果、従来検出器の走査に付随して発生する多くの
問題を解決できる。

本発明によるポジトロンＣＴ装置の特徴を列挙する。

（１）従来装置に比較して計測時間を短縮できる。

（２）検出器を動かす（走査する）必要がないから、機
械的な構造が簡単になる。

（３）走査に療因する機械音の発生がない。

（４）ゲートイメージングが簡単に実施できる。

（５）走査をしないのでデータ数を減少させることがで
きる。そのため、データ転送時間、容量、記憶容量を減
少させることができる。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明による、ポジトロンＣＴ装置の検出器の
第１の配列および第２の配列の実施例を示す平面図であ
る。 第２図は、前記各配列の１グループを拡大して示した図
である。 第３図（Ａ）は、従来の検出器配列により得られる中心
部のサンプリング線を示すグラフである。 第３図（Ｂ）は、本発明の第１の検出器配列により得ら
れる中心部のサンプリング線を示すグラフである。 第３図（Ｃ）は、本発明の第２の検出器配列により得ら
れる中心部のサンプリング線を示すグラフである。 第４図は本発明による検出器群をもつポジトロンＣＴ装
置のデータ処理装置の第１の実施例を示すブロック図で
ある。 第５図はｔ−θテーブルのむとθの意味を示すグラフで
ある。 第６図は本発明による検出器群をもつポジトロンＣＴ装
置のデータ処理装置の第２の実施例を示すブロック図で
ある。 第７図は、第２図に示したメモリデータ前処理部の実施
例を示すブロック図である。 第８図は、特定の線源モデルについて、従来の検出器の
配列と第１図（Ａ）に示した配列により得られたデータ
を再構成したものを比較して示した図である。 第９図は、サンプリング線と絵素の関係を示す略図であ
る。 Ｉ・・・検出器リング １０１．１０２．１０３〜１０６・・・検出器２・・・
同時計数アドレス変換部 ３・・・メモリ前処理部 ４・・・像再構成処理部 ５・・・表示記憶部 ５０・・・データ前処理部 ５１・・・制御回路 ５２・・・補間法、補間点選択（ＲＯＭ）５３・・・重
みマスク（ＲＯＭ） ５４・・・メモリ　（１） ５５・・・演算シフトレジスタ ５６・・・メモリ　（ＩＩ） 特許出願人　　浜松ホトニクス株式会社田中栄− 野原助命 冨谷武浩 山本幹男 村山秀雄 代理人　　弁理士　井　ノ　ロ　　　歯牙１図 （Ａ） 才３図 才３図 （Ｃ） ２４図 第５図 オ６図 オフ図 昭

Claims (4)

【特許請求の範囲】
1. （１）多数の検出器をリング状に配列し各検出器出力の
   同時計数をとり、同時計数された検出器アドレスまたは
   投影データアドレスに変換して蓄積してこれらのデータ
   を用いて像を再構成処理するデータ処理装置をもつポジ
   トロンＣＴ装置において、前記検出器を奇数個のグルー
   プに分割し、かつ各グループ間に、グループ内における
   検出器ピッチの１／２の間隔を設けて配設して構成した
   ことを特徴とするポジトロンＣＴ装置。
2. （２）前記データ処理装置は高速でデータ間補間、再配
   置をする前処理装置を含んでいる特許請求の範囲第１項
   記載のポジトロンＣＴ装置。
3. （３）多数の検出器をリング状に配列し各検出器出力の
   同時計数をとり、同時計数された検出器アドレスまたは
   投影データアドレスに変換して蓄積してこれらのデータ
   を用いて像を再構成処理するデータ処理装置をもつポジ
   トロンＣＴ装置において、前記検出器を奇数個のグルー
   プに分割し、かつ各グループ間に、グループ内における
   検出器ピッチの１／２の間隔を設けて配設し、さらに各
   グループ内の検出器をリング中心方向にずらして配置し
   て構成したことを特徴とするポジトロンＣＴ装置。
4. （４）前記データ処理装置は高速でデータ間補間、再配
   置をする前処理装置を含んでいる特許請求の範囲第３項
   記載のポジトロンＣＴ装置。