核医学成像方法以及核医学成像装置
阅读：918发布：2020-05-17
专利汇可以提供核医学成像方法以及核医学成像装置专利检索，专利查询，专利分析的服务。并且本 发明 提供一种 核医学 成像方法以及核医学成像装置，得到最优的图像。实施方式的核医学成像方法包含第1决定步骤、定义步骤、第2决定步骤、生成步骤、第3决定步骤、计算步骤。在第1决定步骤中，决定通过一对检测器晶体各自的 位置 规定的同时计数线。在定义步骤中，定义与同时计数线对应的放射点的阵列。在第2决定步骤中，对与同时计数线对应的放射点的阵列内的每个点，决定将规定同时计数线的一对检测器晶体的表面作为底面而形成的立体 角 。在生成步骤中，将立体角进行平均并生成平均立体角。在第3决定步骤中，决定与相互作用的深度方向的位置相关的位置系数。在计算步骤中，对平均立体角的倒数乘以位置系数，从而计算针对同时计数线的几何学的修正系数。，下面是核医学成像方法以及核医学成像装置专利的具体信息内容。
1.一种核医学成像方法，其特征在于，包含：
第1决定步骤，决定由核医学成像装置所具有的检测器的一对检测器晶体各自的位置规定的同时计数线；
定义步骤，定义与通过上述第1决定步骤决定的上述同时计数线对应的放射点的阵列；
第2决定步骤，对与上述同时计数线对应的上述放射点的阵列内的每个点，决定将规定上述同时计数线的上述一对检测器晶体的表面作为底面而形成的立体角；
生成步骤，将通过上述第2决定步骤决定的立体角进行平均，生成平均立体角；
第3决定步骤，决定依存于γ射线向上述核医学成像装置的上述一对检测器晶体中的透过的、与相互作用的深度方向的位置相关的位置系数；
计算步骤，通过对上述平均立体角的倒数乘以通过上述第3决定步骤决定的上述位置系数，计算对于通过上述第1决定步骤决定的上述同时计数线的几何学的修正系数。
2.根据权利要求1所述的核医学成像方法，其特征在于，
还包含针对多个同时计数线的每一个重复上述定义步骤、上述第2决定步骤、上述生成步骤、上述第3决定步骤以及上述计算步骤的步骤。
3.根据权利要求1所述的核医学成像方法，其特征在于，
还包含归一化步骤，对通过使用了上述核医学成像装置的物体的扫描而取得的数据，应用通过上述计算步骤计算出的上述几何学的修正系数，从而对上述数据进行归一化。
4.根据权利要求1所述的核医学成像方法，其特征在于，
上述放射点的阵列与放射出γ射线的点对应。
5.根据权利要求1所述的核医学成像方法，其特征在于，
上述核医学成像装置是非飞行时间型PET装置。
6.一种核医学成像方法，其特征在于，包含：
第1决定步骤，决定由核医学成像装置所具有的检测器的一对检测器晶体各自的位置规定的同时计数线；
定义步骤，定义与通过上述第1决定步骤决定的上述同时计数线对应的放射点的阵列；
第2决定步骤，对与上述同时计数线对应的上述放射点的阵列内的每个点，决定将规定上述同时计数线的上述一对检测器晶体的表面作为底面而形成的立体角；
分割步骤，将与上述同时计数线对应的上述放射点的阵列分割成由多个放射点构成的子群；
生成步骤，对通过上述分割步骤分割出的由多个放射点构成的子群，将在子群内的各个点决定的立体角进行平均，生成平均立体角；
第3决定步骤，决定依存于γ射线向上述核医学成像装置的上述一对检测器晶体中的透过的、与相互作用的深度方向的位置相关的位置系数；
计算步骤，关于由上述多个放射点构成的每个子群，对上述平均立体角的倒数乘以通过上述第3决定步骤决定的上述位置系数，从而计算对于通过上述第1决定步骤决定的上述同时计数线的几何学的修正系数。
7.根据权利要求6所述的核医学成像方法，其特征在于，
还包含针对多个同时计数线的每一个重复上述定义步骤、上述第2决定步骤、上述分割步骤、上述生成步骤、上述第3决定步骤以及上述计算步骤的步骤。
8.根据权利要求6所述的核医学成像方法，其特征在于，
还包含归一化步骤，对通过使用了上述核医学成像装置的物体的扫描而取得的数据，应用通过上述计算步骤计算出的上述几何学的修正系数，从而对上述数据进行归一化。
9.根据权利要求8所述的核医学成像方法，其特征在于，
上述归一化步骤包含以下步骤：对上述数据所包含的每个成对湮没事件，根据该成对湮没事件的定时以及该湮没事件的同时计数线来选择对应的几何学的修正系数。
10.根据权利要求9所述的核医学成像方法，其特征在于，
还包含确定步骤，为了确定上述成对湮没事件所属的子群，使用该成对湮没事件的定时。
11.根据权利要求6所述的核医学成像方法，其特征在于，
上述放射点的阵列与放射出γ射线的点对应。
12.根据权利要求6所述的核医学成像方法，其特征在于，
上述核医学成像装置是飞行时间型PET装置。
13.根据权利要求12所述的核医学成像方法，其特征在于，
上述分割步骤根据上述飞行时间型PET装置的定时分辨率，将与上述同时计数线对应的上述放射点的阵列分割成由多个放射点构成的子群。
14.根据权利要求7所述的核医学成像方法，其特征在于，
还包含表生成步骤，对每个同时计数线，生成包含上述放射点的阵列的各个点的每一个点的立体角的表。
15.一种核医学成像装置，其特征在于，
具备构成为执行计算机能够执行的命令的处理器，以用于：
决定由一对检测器晶体各自的位置规定的同时计数线，
定义与上述同时计数线对应的放射点的阵列，
对与上述同时计数线对应的上述放射点的阵列内的每个点，决定将规定上述同时计数线的上述一对检测器晶体的表面作为底面而形成的立体角，
将上述决定的立体角进行平均并生成平均立体角，
决定依存于γ射线向上述一对检测器晶体中的透过的、与相互作用的深度方向的位置相关的位置系数，
通过对上述平均立体角的倒数乘以上述位置系数，计算对于上述所决定的同时计数线的几何学的修正系数。
16.根据权利要求15所述的核医学成像装置，其特征在于，
还具备存储器，相关联地存储上述几何学的修正系数与上述所决定的同时计数线。
17.一种核医学成像装置，其特征在于，
具备构成为执行计算机能够执行的命令的处理器，以用于：
决定由一对检测器晶体各自的位置规定的同时计数线，
定义与上述同时计数线对应的放射点的阵列，
对与上述同时计数线对应的上述放射点的阵列内的每个点，决定将规定上述同时计数线的上述一对检测器晶体的表面作为底面而形成的立体角，
将与上述同时计数线对应的上述放射点的阵列分割成由多个放射点构成的子群，对由上述多个放射点构成的每个子群，将在子群内的各个点决定的立体角进行平均，生成平均立体角，
决定依存于γ射线向上述一对检测器晶体中的透过的、与相互作用的深度方向的位置相关的位置系数，
关于由上述多个放射点构成的每个子群，对上述平均立体角的倒数乘以上述位置系数，从而计算对于上述同时计数线的几何学的修正系数。
18.根据权利要求17所述的核医学成像装置，其特征在于，
还具备存储器，相关联地存储上述几何学的修正系数与上述所决定的同时计数线。
核医学成像方法以及核医学成像装置
[0001] 本申请主张2011年4月28日申请的美国专利申请号13/096,672及2012年4月4日申请的日本专利申请号2012-85541的优先权的利益，并在本申请中引用上述专利申请的全部内容。
技术领域
[0002] 本发明的实施方式涉及核医学成像(imaging)方法以及核医学成像装置。
背景技术
[0003] 正电子发射断层摄影(Positron Emission Tomography：PET)是核医学的1个分支，将正电子放射型的放射性医药品导入被检体的体内。当放射性医药品衰变时，生成正电子。具体而言，在通过多个正电子分别与电子反应而作为正电子的成对湮没事件(Positron annihilation)被熟知的现象中，生成沿着同时计数线在大致相反的方向移动的同时发生对的γ(gamma)光子。在同时计数时间内检测的γ光子的对通常作为成对湮没事件而通过PET扫描仪(scanner)进行记录。在飞行时间(Time Of Flight：TOF)成像中，也测定检测同时发生对的各γ光子的同时计数间隔(interval)内的时间。飞行时间信息表示检测到的事件的、同时计数线上的位置。为了重建或者生成扫描(scan)对象的被检体或者被检物的图像，使用多个成对湮没事件的数据(data)。
[0004] 图1是表示PET成像装置的几何学的配置的一个例子的图。在图1中，示出在PET成像装置所具有的三维检测器(3D detector)中，放射出的正电子与测量到的同时计数线(Line Of Response：LOR)的横断坐标(transaxial coordinate)以及轴向坐标(axial coordinate)。横断坐标例如是在垂直于扫描仪的轴方向、被检体的体轴方向的截面内设定的坐标，轴向坐标例如是在沿着扫描仪的轴方向、被检体的体轴方向的截面内设定的坐标。坐标(xe，ye，ze)或者(se，te，ze)表示所放射出的正电子“e”的图像坐标。另外，坐标(xa，ya，za)表示检测到作为LOR而测定出的一方的γ射线的检测器晶体“a”的位置，另外，坐标(xb，yb，zb)表示检测到作为LOR而测定出的另一方的γ射线的检测器晶体“b”的位置。
所测定出的LOR的投影坐标在非TOF中，能够通过“(s， z，θ)，在此为z＝(za+zb)/2”来表示。 与横断坐标中的线段ab的斜率对应，“θ”与轴向坐标中的线段ab的斜率对应。
或者，所测定出的LOR的投影坐标也可以包含TOF-LOR用的附加的维“t”。“t”是与时间对应的值，例如，“ta”与在同时计数时间内“a”检测到γ光子的时间对应，“tb”与在同时计数时间内“b”检测到γ光子的时间对应，“te”对应于在同时计数时间内“a”检测到γ光子的时间与“b”检测γ光子的时间的时间差。通过使用“t”的信息，能够确定所测定出的LOR的投影坐标的“z”。在这些类型的(非TOF、TOF)的PET成像装置中，除了在各个晶体的检测器效率中存在偏差以外，扫描仪整体的检测效率由几何学的要素来决定，进而，依存于在区域中形成的立体角、从检测器晶体到放射点的距离以及向LOR的晶体的入射角度。
所测定出的LOR的投影坐标在非TOF中，能够通过“(s， z，θ)，在此为z＝(za+zb)/2”来表示。 与横断坐标中的线段ab的斜率对应，“θ”与轴向坐标中的线段ab的斜率对应。
或者，所测定出的LOR的投影坐标也可以包含TOF-LOR用的附加的维“t”。“t”是与时间对应的值，例如，“ta”与在同时计数时间内“a”检测到γ光子的时间对应，“tb”与在同时计数时间内“b”检测到γ光子的时间对应，“te”对应于在同时计数时间内“a”检测到γ光子的时间与“b”检测γ光子的时间的时间差。通过使用“t”的信息，能够确定所测定出的LOR的投影坐标的“z”。在这些类型的(非TOF、TOF)的PET成像装置中，除了在各个晶体的检测器效率中存在偏差以外，扫描仪整体的检测效率由几何学的要素来决定，进而，依存于在区域中形成的立体角、从检测器晶体到放射点的距离以及向LOR的晶体的入射角度。
[0005] 立体角是物体相对于“某个点”形成的三维空间中的二维的角度。在数学上，以面S为底面而形成的立体角Ω通过以下的式子(1)表示。
[0006]
[0007] 在此，式子(1)的“n上标(hat)”是从“某个点”开始的单位向量(vector)，式子(1)的“da”是面部分的微分面积，式子(1)的“r”是从原点到面部分的距离。立体角是表示从“某个点”观测时的物体的外观的大小的尺寸。物体的立体角与通过物体限定的单位球面(以角顶点为中心)的扇形的面积相等。该定义能够在包含一维以及二维的任意的维中应用。图2A是表示二维立体角的概念的图。图2A表示在PET的同时发生事件的检测中使用的立体角的概念。单位圆内所示的立体角表示从点“p”测量到的晶体对(i，j)的立体角，或者LORij的立体角。即，在图1所示的PET扫描仪中，LOR的立体角依存于以(se，te，ze)表示的放射点的位置。(se，te)坐标表示横截面(图1的左图)中的放射点的位置，ze坐标表示扫描仪的轴方向上的相同的位置。朝向横截面的视野端，即“|s|(s的绝对值)”越大，LOR的立体角变得越大。
[0008] 如果来自放射位置的2条γ射线分别打到LOR上的2个晶体，则由2条γ射线的入射角来决定LOR的入射角。图2B是表示γ射线的入射角的图。如图2B所示，从放射正电子放射出的γ射线的各入射角能够通过作为极角(polar angle)的“α”与作为方位角(azimuthal angle)的“β”来进行说明。“α”以及“β”中的任意一个角度都依存于γ射线的飞行方向与γ射线入射的晶体表面的法线的关系。伴随着角度“α”或者“β”变大，γ射线的入射角度也变大。由γ射线的入射角度决定向晶体的γ射线的透过量，即，相互作用的深度方向的位置(Depth-Of-Interaction：DOI)。结果，LOR的1个晶体的法线以“|s|”越大、或者“θ”越大则角度“α”或者“β”变得越大的方式变化，因此，DOI的影响发生变化。该状况通过LOR进一步倾斜来特征化。
[0009] 另外，几何学的要素还受到检测器块(block)中的LOR的晶体位置的影响。LOR的晶体距离检测器块端越近，检测器块的1个侧面对立体角以及入射角施加比检测器块的前表面(front face)的LOR的晶体越大的影响。
[0010] 用于修正测量到的原始数据的几何学的修正系数也可以通过取得高计数的平面或者旋转的线的数据来决定。最初，关于计数的原始数据对射线源的几何学的排列、衰减以及各个晶体效率的差异进行修正。接着，对每个截面生成沿着图1所示的“s”的半径方向的剖面(profile)，作为环(ring)差(zb-za)的函数。并且，关于这些半径方向的剖面，取其倒数，并直接作为几何学的修正系数来应用。
[0011] 图3是表示非TOF-PET成像装置中的平面状的光子放射线源以及旋转的线状的光子放射线源的图。在以往的测定方法中，为了测定修正系数，如图3的左图所示，将平面状的射线源置于中央，或者，如图3的右图所示，使透过扫描用的线状射线源旋转。通过使全部的检测器对暴露于平面状的射线源，来收集修正系数用数据。并且，根据相对关于某个特定的LOR的计数值的、关于全部的LOR测定出的平均同时计数值的比例来计算修正系数。然而，在使用平面状的射线源、旋转的透过扫描用的线状射线源的某一个的测定方法中，存在若干限制。图4是表示TOF-PET成像装置中的多个平面状的光子放射线源以及多个旋转的线状的光子放射线源的图。第1，为了进行TOF-PET扫描仪的归一化，使用了用于捕捉各种放射位置的测定技术时，如图4的左图所示，平面状的射线源需要置于多个水平位置。或者，为了进行TOF-PET扫描仪的归一化，如图4的右图所示，需要使线状射线源以各种半径进行旋转。如果使用多个取得扫描(scan)，则产生复杂的归一化扫描步骤、多个线状或者多个平面状的射线源的配置、多个数据取得、以及长得多的扫描时间等对于TOF-PET扫描仪的归一化而言重大的几个缺点(demerit)。第2，一般为了降低噪声(noise)而执行高计数的归一化扫描，还在最终的图像中预测不利(minus)的效果。归一化数据中的噪声分布不均匀，即，在具有大的环差(zb-za)的LOR中，具有更高的噪声。另外，在生成修正系数之前，需要进行在检测器中使用的晶体的效率等其他的修正。通过这些修正可能增加额外的噪声。另外，在现行的PET重建中，为了维持泊松模型(Poisson model)的有效性，逻辑上优选在系统(system)响应中包含修正系数。在伴随着统计噪声的以往的方法中，都进行脱离泊松模型的重建。因此，结果得到的PET图像从逻辑的观点来看也许不是最优的。
[0012] 现有技术文献
[0013] 非专利文献
[0014] 非 专 利 文 献 1：R.D.BADAWI，et al.“DEVELOPMENTS IN COMPONENT-BASED NORMALIZATION FOR 3D PET”，Phys.Med.Biol.44(1999)571-594，Printed in the UK.发明内容
[0015] 本发明要解决的问题在于，提供一种能够得到最优的图像的核医学成像方法以及核医学成像装置。
[0016] 实施方式的核医学成像方法包含第1决定步骤(step)、定义步骤、第2决定步骤、生成步骤、第3决定步骤以及计算步骤。在第1决定步骤中，决定通过核医学成像装置所具有的检测器的一对检测器晶体各自的位置规定的同时计数线。在定义步骤中，定义与通过上述第1决定步骤决定的上述同时计数线对应的放射点的阵列(array)。在第2决定步骤中，对与上述同时计数线对应的上述放射点的阵列内的每个点，决定将规定上述同时计数线的上述一对检测器晶体的表面作为底面而形成的立体角。在生成步骤中，将通过上述第2决定步骤决定的立体角进行平均，生成平均立体角。在第3决定步骤中，决定依存于γ射线向上述核医学成像装置的上述一对检测器晶体中的透过的、与相互作用的深度方向的位置相关的位置系数。在计算步骤中，对上述平均立体角的倒数乘以通过上述第3决定步骤决定的上述位置系数，从而计算对于通过上述第1决定步骤决定的上述同时计数线的几何学的修正系数。根据上述的方法，能够得到最优的图像。附图说明
[0017] 图1是表示PET成像装置的几何学的配置的一个例子的图。
[0018] 图2A是表示二维立体角的概念的图。
[0019] 图2B是表示γ射线的入射角的图。
[0020] 图3是表示非TOF-PET成像装置中的平面状的光子放射线源以及旋转的线状的光子放射线源的图。
[0021] 图4是表示TOF-PET成像装置中的多个平面状的光子放射线源以及多个旋转的线状的光子放射线源的图。
[0022] 图5是表示计算非TOF-PET用的几何学的修正系数的方法的图。
[0023] 图6是表示核医学成像装置中的点阵列的图。
[0024] 图7A是表示关于核医学成像装置计算立体角的概念的图(1)。
[0025] 图7B是表示关于核医学成像装置计算立体角的概念的图(2)。
[0026] 图7C是表示关于核医学成像装置计算立体角的概念的图(2)。
[0027] 图8是表示相互作用的深度方向的位置系数的计算的图(1)。
[0028] 图9是表示相互作用的深度方向的位置系数的计算的图(2)。
[0029] 图10是表示计算TOF-PET用的几何学的修正系数的例示性的方法的图。
[0030] 图11是表示TOF-PET成像装置中的点阵列的图。
[0031] 图12是表示γ射线检测系统(system)的例子的图。
[0032] 符号说明
[0033] 100、120：闪烁晶体；105、125：由闪烁晶体构成的阵列；110、135、140、195：光电倍增管；145：显示器；150：数据取得装置；170CPU；175：接口；180：电子存储装置具体实施方式
[0034] 在实施方式的一形态中，核医学成像方法包含：(1)第1决定步骤，决定通过作为核医学成像装置的PET成像装置所具有的检测器的一对检测器晶体各自的位置规定的LOR，(2)定义步骤，定义与上述决定的LOR对应的放射点的阵列，(3)第2决定步骤，对与上述LOR对应的上述放射点的阵列内的每个点，决定将规定上述LOR的上述一对检测器晶体的表面作为底面而形成的立体角，(4)生成步骤，将上述决定的立体角进行平均，生成平均立体角，(5)第3决定步骤，决定依存于γ射线向上述成像装置的上述一对检测器晶体中的透过的、作为“与相互作用的深度方向的位置相关的位置系数”的DOI系数，(6)计算步骤，对上述平均立体角的倒数乘以上述决定的DOI系数，从而计算出对于上述决定的LOR的几何学的修正系数(geometric corrective factor)。在另一实施方式的一形态中，如果非暂时的计算机(computer)可读的存储介质通过命令被编码、并由计算机来执行，则使计算机执行上述方法。在另一实施方式的一形态中，核医学成像装置包含构成为存储能够通过计算机执行的命令的存储器、以及构成为为了执行上述方法而执行上述能够通过计算机执行的命令的计算机。
[0035] 以下，参照附图，详细说明核医学成像方法的实施方式。
[0036] (非TOF-PET数据的修正)
[0037] 在通过重建过程(process)生成图像数据之前，需要使用一连串的几何学的修正系数修正通过非TOF-PET检测器生成的原始数据。由于检测器与光电倍增管的数量非常多、光电倍增管的增益(gain)的偏差、检测器的物理性的偏差以及检测器晶体的检测效率的偏差，在原始数据中产生非均一性。为了修正这样的不规则性，关于对来自γ射线的光子进行计数的原始数据应用几何学的修正系数。
[0038] 对于放射点的立体角越大，其检测的灵敏度变得越好。为了形成更均匀的原始数据，能够减少由变为高灵敏度的LOR的LOR所导致的计数，能够增加由变为低灵敏度的LOR的LOR所导致的计数。
[0039] 本实施方式的技术进步在于，提供修正沿着图1所示的“s方向”以及“t方向”的偏差的、解析计算后的几何学的修正系数。该方法不是基于测定，而是基于解析计算。几何学的计数基于立体角与入射角。因此，在该解析计算的例示性的实施方式中，几何学的修正系数“ng”如以下的式子(2)所示，被分解为2个子因子。另外，式子(2)的“ns”与将用于检测同时发生事件的成对的晶体的表面作为底面而形成的立体角成反比例，式子(2)的“nd”表示DOI的影响。
[0040] ng≡ns×nd …(2)
[0041] “ns”与“nd”被看作是相互独立的。“ns”由通过2个检测器晶体“i”与“j”规定的LORij以及放射点的位置来规定，“nd”由闪烁材料、检测器块的几何学的配置、检测器块内的晶体的相对位置以及关于LOR的相对晶体表面的倾斜角θ来决定。
[0042] 图5是表示计算非TOF-PET用的几何学的修正系数的方法的图。图5表示计算几何学的修正系数“ng”的例示性的方法。在图5所示的步骤S501中，各LORij通过图1所示的坐标(s， z，θ)来表示。以下所叙述的图6也表示步骤S501中所表示的全部的LORij中的1个LORij。步骤S501与决定由核医学成像装置所具有的检测器的一对检测器晶体各自的位置规定的同时计数线的第1决定步骤对应。
[0043] 在图5所示的步骤S502中，针对特定的 评价全部的LORij。在步骤S502中，循环地重复各 下的评价。在步骤S502中，为了减少重复次数、减低计算的复杂度，能够利用“ns”与“nd”的“ 的对称性”。由此，在块检测器内的全部的横断方向的数量的晶体中，“ns”与“nd”相同。即，在块检测器内的全部的横断方向的一对晶体中，“ns”与“nd”相同。
[0044] 在图5所示的步骤S503中，对于特定的 沿着维“t”以及维“s”，模拟(simulate)点射线源阵列(point source array)。即，在步骤S503中，对于特定的 改变“t”的大小或“s”的大小来模拟点射线源阵列。步骤S503与定义和通过第1决定步骤决定的同时计数线对应的放射点的阵列的步骤相对应。放射点的阵列是作为放射出γ射线的点的点射线源的阵列，说到底是假设配置有多个点射线源的阵列。图6表示该点射线源阵列的例子。图6是表示核医学成像装置中的点阵列的图。在图6中，黑色的四方形601是决定LORij的晶体(i以及j定义晶体对)。图6中的虚线以区分LORij的关心区域(Region Of Interest：
ROI)的方式示出。实心圆与空心圆表示放射点，也就是湮没位置。空心圆是LORij的ROI内的阵列的点。点阵列(点射线源阵列)也可以延伸到s轴的下方，或者，为了减少计算数也可以利用对称性。另外，如图6所示，需要注意的是阵列的朝向与 一起变化。
ROI)的方式示出。实心圆与空心圆表示放射点，也就是湮没位置。空心圆是LORij的ROI内的阵列的点。点阵列(点射线源阵列)也可以延伸到s轴的下方，或者，为了减少计算数也可以利用对称性。另外，如图6所示，需要注意的是阵列的朝向与 一起变化。
[0045] 在图5所示的步骤S504中，对LORij的ROI内的每个点射线源，求得立体角。并且，在图5所示的步骤S504中，针对同一或者大致相同的 对全部的LORij计算平均立体角。步骤S504与对和同时计数线对应的放射点的阵列内的每个点，决定将规定同时计数线的一对检测器晶体的表面作为底面而形成的立体角的第2决定步骤对应。另外，步骤S504与将通过第2决定步骤决定的立体角进行平均，生成平均立体角的生成步骤对应。计算立体角的点是图6所示的空心圆的点。ns是非TOF-PET扫描仪的实施方式中的LORij的ROI内的全部空心圆的点的平均立体角的倒数。由于通过光电效果来支配响应，因此，针对LORij的ROI内的全部的点计算ns。对LORij的ROI内的每个点，根据点位置以及规定LORij的2个晶体的前表面，进行立体角的计算。当1个晶体位于检测器的边界时，在立体角的计算过程中考虑边界效果。即，如果晶体位于边界，则有时通过晶体的侧面增大立体角。将LORij的ROI内的全部的点的立体角的值综合地平均，其平均值的倒数被使用为ns。关于立体角的计算，以下，更详细地进行说明。
[0046] 图7A、图7B以及图7C是表示关于核医学成像装置计算立体角的概念的图。图7A是表示对于正对的晶体对，能够如何地求得立体角的图。在图7A中，示出了在晶体的前表面与y方向平行，晶体的边界面与x方向平行的正对的晶体对中，当从放射点“p”到晶体前表面的x方向的距离“D”比该晶体的y方向的厚度“W”大很多的“D＞＞W”时，立体角δ大致求得为“W/D”的情况。图7B是表示对于倾斜的晶体对，能够如何地求得立体角的图。在图7B中，示出了对于晶体的前表面以及边界面相对y方向以及x方向倾斜的晶体对，从放射点“p”到“通过晶体前表面与边界面的交点，与xy平面正交的截面”的距离“D’”比从放射点“p”观察晶体的观察范围中的该截面的y方向的长度“W’”大很多的“D’＞＞W’”时，立体角δ大致求得为“W’/D’”的情况。W’与D’的解析计算需要考虑空间内的晶体对的边界以及朝向，很复杂。图7C示出了针对倾斜的晶体对的同时发生的立体角δ大致与实线的数量相对于全部的线(实线+虚线)的数量的比例成比例的情况。
[0047] γ光子必须在检测器内移动由检测器材料以及光子能量(energy)而统计决定的“某个距离”。该限定的移动距离被解释为“透过”，与该透过相关的灵敏度是“nd”。图8以及图9是表示相互作用的深度方向的位置系数的计算的图。因此，在图5所示的步骤S505中，以贯通LORij的方式，与LOR的倾斜角θ一起，使用平行光线，计算DOI的影响并求得nd。步骤S505与决定依存于γ射线向核医学成像装置的一对检测器晶体中的透过的“与相互作用的深度方向的位置相关的位置系数(nd)”的第3决定步骤相对应。在步骤S505中，如图8所示，为了使用倾斜角度为“作为LORij的倾斜角度的θ”的“相当细的平行光线(即，平行光线中的相邻的线间距离例如是1mm以下的水平(level))”，计算平行光线与2个晶体各自的交点，而设为贯通LORij。各交点使用单纯的物理衰减模型(model)而与灵敏度nd相关联。结果，nd的计算基于全部的射线与检测器晶体的交点。对光线的每条射线，不仅计算对象的LOR的晶体的交点间长度，还计算其他的晶体材料内的全部的移动距离。如图9所示，2个深灰色的晶体定义用于计算nd的LORij。图9所示的箭头表示2个511keV的γ光子。在光子到达对象的晶体之前，光子已经在其他的晶体内通过了若干距离。并且，nd计算-μL1 -μL0 -μl1 -μl0
为“e (1-e )e (1-e )”。在此，μ表示为了吸收511keV的γ光子，而对每个闪烁(scintillation)晶体提供的线性衰减系数。另外，如图9所示，“L1”是从光子到达检测器到到达一方的对象的晶体的移动距离，“L0”是光子在一方的对象的晶体内移动的距离。另外，如图9所示，“L1”是从光子到达检测器到到达另一方的对象的晶体的移动距离，“L0”是光子在另一方的对象的晶体内移动的距离。
为“e (1-e )e (1-e )”。在此，μ表示为了吸收511keV的γ光子，而对每个闪烁(scintillation)晶体提供的线性衰减系数。另外，如图9所示，“L1”是从光子到达检测器到到达一方的对象的晶体的移动距离，“L0”是光子在一方的对象的晶体内移动的距离。另外，如图9所示，“L1”是从光子到达检测器到到达另一方的对象的晶体的移动距离，“L0”是光子在另一方的对象的晶体内移动的距离。
[0048] 在图5所示的步骤S506中，将ns与nd相乘，则得到几何学的修正系数ng。步骤S506与对平均立体角的倒数乘以通过第3决定步骤决定的位置系数，从而计算对于通过第1决定步骤决定的同时计数线的几何学的修正系数的计算步骤相对应。如在步骤S502中说明的那样，分别针对多个同时计数线重复定义步骤、第2决定步骤、生成步骤、第3决定步骤以及计算步骤。并且，在实际的摄影中对通过使用了核医学成像装置(非飞行时间型PET装置)的物体的扫描取得的数据(原始数据)，应用几何学的修正系数，从而将数据(原始数据)进行归一化。具体而言，为了修正原始数据，几何学的修正系数ng取倒数，与由定义LORij的检测器晶体i以及检测器晶体j检测的计数相乘。根据本实施方式的技术进步，立体角变得越大，几何学的修正系数ng变得越小，进而，将几何学的修正系数ng应用于原始数据时计数的数量变小。因此，根据本实施方式的技术进步，提供一种计算能够充分减少灵敏度高的LOR的计数、增加低灵敏度的LOR的计数的修正系数的解析方法。由此，在本实施方式中，使用非TOF-PET装置，能够得到最优的图像。
[0049] 上述的几何学的修正系数基于二维的非TOF-PET装置(在此，全部的LOR是同一环的检测器的LOR)。然而，上述的几何学的修正系数也可以三维地扩大应用范围(也可以设为使用不同的环的组合的倾斜的LOR)。所谓二维是指单一环的PET扫描仪的情况。即使是单一环用，检测器晶体以及几何学的配置也是三维。
[0050] 在设计PET装置时，决定几何学的修正系数。因此，在无限制的实施方式中包括事前只计算一次几何学的修正系数，并能够存储在之后的归一化处理期间中计算机能够访问(access)的几何学的修正系数的方法。
[0051] 以上说明的解析方法也可以与正电子范围、晶体内的散射等其他的物理模型组合。基本上，本方法是执行点像分布函数(point spread function：PSF)的计算的方法。因此，能够将本方法编入重建中的PSF计算。
[0052] (TOF-PET数据的修正)
[0053] 本实施方式的技术进步也能够应用于TOF-PET数据。在非TOF-PET扫描仪中，以往，在归一化步骤中忽视对于“t”的立体角的偏差。即，假设立体角没有与“t”的大小一起变化。然而，当放射点与“t”的大小一起变化时，对于放射点的立体角也变化。特别地，对于TOF-PET扫描仪而言，需要修正对于“t”的立体角的偏差，否则，结果得到的图像将会不均匀。
[0054] nd的计算与非TOF-PET的情况相同。在TOF-PET中，立体角ns通过与非TOF-PET不同的方法来计算。
[0055] 图10是表示计算TOF-PET用几何学的修正系数(ng)的示例性的方法的图。图10的方法与图5所示的方法类似，以下，只详细地说明其不同之处。
[0056] 在图10所示的步骤S1001中，各LORij通过图1所示的坐标(s， z，θ)表示。步骤S1001与上述的第1决定步骤对应。
[0057] 在步骤1002中，针对特定的 评价全部的LORij。为了降低计算的复杂度，能够利用ns与nd的 对称性。在步骤S1002中，为了减少重复次数并降低计算的复杂度，能够利用“ns”与“nd”的“ 的对称性”。
[0058] 在图10所示的步骤S1003中，对于特定的 沿着维“t”(以及维“s”)，模拟点射线源阵列(point source array)。即，在步骤S503中，对于特定的 改变“t”的大小、“s”的大小来模拟点射线源阵列。步骤S1003与上述的定义步骤对应。另外，放射点的阵列与上述相同，与放射出γ射线的点的阵列对应。阵列的朝向如图6所示的那样，与 一起变化。
[0059] 在图10所示的步骤S1004中，使用TOF检测器的定时分辨率将LORij的ROI以及点射线源阵列，沿着LORij的朝向分割成不同的组(group)(子群(subgroup))。在步骤S1004中，将LORij的ROI内的点射线源分割成子群，以定义为飞行时间信息。图11是表示TOF-PET成像装置中的点阵列的图。图11表示与LORij的ROI对应的点射线源阵列内的点的子群的例子。这些子群为1101、1102、1103以及1104。
[0060] 并且，在图10所示的步骤S1004中，求得与LORij的ROI对应的点射线源阵列内的每个点的立体角。并且，在步骤S1004中，对于LORij的ROI内的点射线源的子群分别求得立体角，并计算每个子群的平均立体角。并且，在S1004中，关于同一或者大致相同的 对全部的LORij，按照点射线源的每个子群计算平均立体角。即，步骤S1004包含上述的第2决定步骤(决定特定的LOR的阵列内的点各自的立体角)；将与同时计数线对应的放射点的阵列分割成由多个放射点构成的子群的分割步骤；以及对每个子群，将在子群内的点分别决定的立体角进行平均，生成平均立体角的生成步骤。另外，在作为分割步骤的步骤S1004中，根据飞行时间型PET装置的定时分辨率而将与同时计数线对应的放射点的阵列分割成由多个放射点构成的子群。即，在分割步骤中，针对由检测器晶体i与检测器晶体j能够形成的LOR中相同的斜率的全部的LOR，根据飞行时间差的检测精度，将各LOR上能够推定放射点的位置的范围分割成多个子群。计算立体角的点是图11的空心圆的点。在步骤S1004中，将子群各自中的立体角进行平均，计算多个ns。即，在步骤S1004中，对每个子群计算1个ns值。
[0061] 在图10所示的步骤1005中，以得到ns为目的，为了计算DOI的影响，以贯通LORij的方式使用具有LOR的倾斜角θ的1个平行光线。在步骤1005中，以贯通LORij的方式，与LOR的倾斜角θ一起使用平行光线，计算DOI的影响并求得nd。步骤S1005与上述的第3决定步骤对应。
[0062] 在图10所示的步骤1006中，将ns与nd相乘，得到LORij内的对应的子群用的几何学的修正系数ng。步骤1006与针对由多个放射点构成的每个子群对平均立体角的倒数乘以位置系数，从而计算对于同时计数线的几何学的修正系数的计算步骤对应。如步骤S1002所说明的那样，针对多个同时计数线分别重复定义步骤、第2决定步骤、生成步骤、分割步骤、第3决定步骤以及计算步骤。并且，在飞行时间型PET(TOF-PET)装置中的归一化处理中，对通过使用了TOF-PET装置的物体的扫描而取得的数据应用几何学的修正系数，从而将数据进行归一化。在此，在归一化处理中，针对数据所包含的每个成对湮没事件，根据该成对湮没事件的定时以及该湮没事件的同时计数线来选择对应的几何学的修正系数。即，在归一化处理中，为了确定成对湮没事件所属的子群，使用该成对湮没事件的定时。首先，为了进行计数数据的修正，使用事件的TOF信息“Δt”计算1个事件的放射点位置。接着，使用该位置，从子群1101、1102、1103以及1104的某一个中取出用于该TOF事件的1个ns。
[0063] 在上述的非TOF-PET以及TOF-PET的实施方式的双方中使用2个查找表。即，针对每个同时计数线，生成包含放射点的阵列的各个点的每一个的立体角的表。换而言之，关于全部的 针对各个点射线源阵列的各个点的每一个，将各LORij的立体角存储到第1查找表(Lookup table)(Tab-I)。其结果，在Tab-I中，1个LORij具有与“t”的大小一起变化的多个立体角。另外，每个LORij的nd被保存于第2表(Tab-1I)。nd不依存于点射线源阵列。在非TOF-PET中，将1个LORij(具有坐标(s， z，θ))与Tab-I一起使用，作为与该LORij对应的立体角，得到全部可能的立体角，进行平均并取倒数、求出ns。另外，同样地，将LORij与Tab-II一起使用求出nd。将ns与nd相乘，求出用于非TOF几何学的归一化的ng。
[0064] 另一方面，在TOF-PET中，通过LORij检测到的1个成对湮没事件除了坐标(s，z，θ)之外，还包含TOF信息(Δt)。并且，涵盖全部的“t”的大小，由Tab-I得到与LORij对应的全部的立体角。Δt用于计算放射点t的位置，由此，判定哪一子群(图11所示)与该成对湮没事件对应。如果判定了子群，则将子群所包含的立体角进行平均并取倒数，求出ns。LORij的nd通过与非TOF-PET相同的方法从Tab-II得到。并且，将ns与nd相乘得到用于TOF-PET几何学的归一化的ng。在非TOF-PET以及TOF-PET的各自中，将使双方的查找表或几何学的修正系数与同时计数线相关联的数据存储到PET装置的存储器内，或者存储到非暂时的计算机可读的存储介质(硬盘(hard disk)、非易失性存储器(memory)、易失性存储器、CD-ROM、DVD等)。
[0066] 图12表示能够和本实施方式的技术进步共同使用的示例性的硬件构成。图12是表示γ射线检测系统的例子的图。在图12中，在光波导(light guide)130之上配置有光电倍增管(Photomultiplier Tube：PMT)135以及光电倍增管140，在光波导130之下配置有由闪烁晶体构成的阵列105。由第2闪烁晶体构成的阵列125与闪烁晶体105对置，与光波导115重叠配置于光电倍增管195、110。
[0067] 在图12中，如果从被检体(未图示)放射出γ射线，则γ射线在大约相差180°的相反方向上前进。由闪烁晶体100以及120大致同时检测γ射线。并且，当在规定的限制时间内由闪烁晶体100以及120检测γ射线时，确定闪烁事件。这样，γ射线定时检测系统通过闪烁晶体100以及120大致同时检测一对γ射线。但是，为了简化，在此只说明通过闪烁晶体100的γ射线的检测。对于本领域的技术人员而言不言而喻，关于闪烁晶体100的说明，同样适用于通过闪烁晶体120的γ射线的检测。
[0068] 各光电倍增管110、135、140以及195分别与数据取得装置150连接。数据取得装置150包含以处理来自光电倍增管的信号的方式构成的硬件。数据取得装置150测定γ射线的到达时间。数据取得装置150生成将相对于系统时钟(未图示)的判别脉冲的时间进行编码的两个输出(一个是PMT135/140的组合用，一个是T110/195的组合用)。在飞行时间型PET系统中，数据收集装置150典型地以15～20皮(pico)秒的精度生成时间标记(time stamp)。数据取得装置150测定各PMT的信号(向数据取得装置150的4个信号)的大小。
[0069] 数据取得装置150的输出为了进行处理而被发送至CPU170。该处理包括根据数据取得装置150的输出推定能量、位置的处理以及针对每个成对湮没事件根据所输出的时间标记而推定到达时间的处理，为了改善能量、位置以及时间的推定值的精度，也可以包含根据事前的修正，应用大量的修正步骤。对于本领域的技术人员而言不言而喻，CPU170能够安装为特定用途集成电路(Application Specific Integrated Circuit：ASIC)、现场可编程逻辑门阵列(Field-Programmable Gate Array：FPGA)、或者复杂可编程逻辑器件(Complex Programmable Logic Device：CPLD)等个别逻辑门。FPGA或者CPLD的安装能够通过VHDL(VHSIC Hardware Description Language：VHSIC硬件描述语言)、Verilog、或者其他的硬件记述语言进行编码(code)化，另外，也可以将该编码直接存储到FPGA或者CPLD内的电子存储器中，或者存储为其他的电子存储器。另外，电子存储器也可以是ROM、EPROM(Electrically programmable read only memory：电可编程只读存储器)、EEPROM(Electrically Erasable Programmable Read Only Memory：电可擦可编程只读存储器)、闪存(flash memory)等非易失性的存储器。另外，电子存储器也可以是静态(static)或者动态(dynamic)RAM等易失性的存储器。另外，不仅为了进行FPGA或者CPLD与电子存储器之间的对话，还为了管理电子存储器，也可以设置微控制器(microcontroller)或者微处理器(microprocessor)等的处理装置。
[0070] 或者，CPU170也可以作为为存储于上述的电子存储器和硬盘、CD、DVD、U盘(flash drive)等既知的存储介质的双方或者一方的某一个的一连串的计算机可读的命令。另外，计算机可读的命令作为应用程序(utility application)、背景进程(background daemon)或者操作系统(operating system)的构成要素、或者它们的组合来提供，与美国Intel公司制造的Xeon处理器(注册商标)、或者美国AMD公司制造的Opteron处理器(注册商标)等处理装置、以及Microsoft VISTA(注册商标)、UNIX(注册商标)、Solaris(注册商标)、LINUX(注册商标)以及Apple MAC-OS(注册商标)等本领域的技术人员所熟知的操作系统联动地执行。
[0071] 一旦通过CPU170进行处理，则处理后的信号进行向电子存储装置180的存储与向显示器145的显示的双方或者一方。对于本领域的技术人员而言不言而喻，电子存储装置180也可以是硬盘驱动器、CD-ROM驱动器、DVD驱动器、U盘、RAM、ROM等在该技术领域公知电子存储装置。显示器(display)145也可以安装为液晶显示器(Liquid Crystal Display：
LCD)、阴极射线管显示器(Cathod ray tube：CRT)、等离子(plasma)显示器、有机发光二极管(Organic Light Emitting Diode：OLED)、发光二级管(LED)等在该技术领域公知的显示器。这样，在此说明的电子存储装置180以及显示器145的记载仅仅是示例，绝不用于限制本实施方式的进步的范围。
LCD)、阴极射线管显示器(Cathod ray tube：CRT)、等离子(plasma)显示器、有机发光二极管(Organic Light Emitting Diode：OLED)、发光二级管(LED)等在该技术领域公知的显示器。这样，在此说明的电子存储装置180以及显示器145的记载仅仅是示例，绝不用于限制本实施方式的进步的范围。
[0072] 另外，图12包含将γ射线检测系统连接到其他的外部装置以及用户(user)的双方或者一方的接口(interface)175。例如，接口175可以是通用串行总线(Universal Serial Bus：USB)接口、个人计算机存储卡国际协会(Personal Computer Memory Card International Association：PCMCIA)接口、以太网(Ethernet)(注册商标)接口等在本技术领域所熟知的接口。另外，接口175既可以是有线或者无线的，也可包含用于与键盘(keyboard)和鼠标(mouse)的双方或者一方等的用户进行对话的人机接口(human interface)。
[0073] 以上，如说明的那样，根据本实施方式，能够得到最优的图像。
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