(57)【要約】【課題】  吸収補正のためのデータを取得する際に被検体が被爆することのないポジトロンＣＴ装置を提供することを目的とする。【解決手段】  ポジトロンＣＴ装置１では、測定空間１２において電子・陽電子対消滅に伴って発生した光子対がどの直線上で発生したかを示す同時計数データを、同時計数手段５０によって取得する。一方、被検体１０を光学的に計測することにより、被検体形状計測装置３０において輪郭形状データが取得される。こうして得られた同時計数データ及び輪郭形状データに基づき、補正投影データ取得手段６０で吸収補正が行われることにより、吸収補正された投影データである補正投影データが得られる。【選択図】  図１
2006177799.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項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所定軸の周囲に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同時計数し、前記光子対がどの直線上で発生したかを示す同時計数データを出力する同時計数手段と、
被検体の輪郭形状を光学的に計測して前記被検体の輪郭形状データを出力する被検体形状計測装置と、
前記同時計数データ及び前記輪郭形状データに基づいて吸収補正を行うことにより、吸収補正された投影データである補正投影データを生成する補正投影データ取得手段と、
を備えることを特徴とするポジトロンＣＴ装置。
【請求項２】
前記被検体形状計測装置が、スリット光を前記被検体に照射する投光部と、前記投光部と所定距離離れて配置され前記被検体からの反射光を検出する光検出部と、を有するとともに、三角測量方式で前記被検体形状計測装置と前記被検体の表面との距離を計測することによって前記被検体の前記輪郭形状データを得ることを特徴とする請求項１記載のポジトロンＣＴ装置。
【請求項３】
前記被検体を載置する支持体を前記測定空間内で前記所定軸に沿って移動させる駆動手段をさらに備え、
前記被検体形状計測装置が、前記所定軸の周囲に設けられていることを特徴とする請求項１又は請求項２記載のポジトロンＣＴ装置。
【請求項４】
前記被検体形状計測装置が、前記所定軸方向で前記測定空間の外側に設けられていることを特徴とする請求項１〜請求項３のいずれか一項記載のポジトロンＣＴ装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、ポジトロンＣＴ装置に関するものである。
【背景技術】
【０００２】
ポジトロンＣＴ装置（Positron Emission Computed-Tomography；ＰＥＴ）は、生体や疾病患の研究あるいは臨床検査等に応用され、被検体である生体や疾病患の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。被検体の体内に投入されたＲＩ線源の分布は、ＲＩ線源から放出された陽電子と通常物質中の電子との対消滅によって互いに１８０°反対方向に放出される一対の光子を光子検出器により検出し、検出された光子対から５１１ｋｅＶのエネルギを有する光子（γ線）対をエネルギ弁別し同時計数することによって得られる。
【０００３】
光子検出器によって検出される光子は被検体体内にあるＲＩ線源から放出されるものであるため、光子が体外に出てくるまでの間に被検体体内で吸収されてしまうことがある。この吸収により、同時計数によって得られるＲＩ線源の分布は正確さを欠いてしまう。このような問題を解決するため、トランスミッションデータ（光子の透過率を表すデータ）を得て同時計数データの吸収補正を行うための検討が行われている（特許文献１、非特許文献１）。
【０００４】
特許文献１では、Ｘ線ＣＴ計測によるデータからトランスミッションデータを得て、同時計数データの吸収補正を行っている。一方、非特許文献１では、トランスミッション計測によってトランスミッションデータを得て、同時計数データの吸収補正を行っている。トランスミッション計測とは、図１１に示すように、エミッション計測（ＲＩ線源を投与された被検体から発生する光子対の計測）時と同じ位置にＲＩ線源が投与されていない被検体１４を置き、被検体１４の周囲で校正用ＲＩ線源１５を回転させて被検体の光子（γ線）透過率を計測することを言う。
【特許文献１】特開平０７−２０２４５号公報
【非特許文献１】M.Xu et al、”LOCAL THRESHOLD FOR SEGMENTED ATTENUATION CORRECTION OF PET IMAGING OF THE THORAX”、IEEE Trans. Nucl. Sci.、NS-41、No.4、１５３２−１５３７ページ、１９９４
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
特許文献１に開示された吸収補正の手法では、Ｘ線ＣＴ計測によって得られたデータから吸収補正のためのトランスミッションデータを得ている。そのため、吸収補正のためのデータを取得する際に被検体が被爆してしまう。また、非特許文献１に開示された吸収補正の手法では、トランスミッション計測により吸収補正のためのトランスミッションデータを得ている。そのため、吸収補正のためのデータを取得する際にやはり被検体は被爆してしまう。
【０００６】
本発明は、上記問題点を解消するためになされたものであり、吸収補正のためのデータを取得する際に被検体が被爆することのないポジトロンＣＴ装置を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【０００７】
このような目的を達成するために、本発明によるポジトロンＣＴ装置は、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所定軸の周囲に配列されたリングと、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同時計数し、光子対がどの直線上で発生したかを示す同時計数データを出力する同時計数手段と、被検体の輪郭形状を光学的に計測して被検体の輪郭形状データを出力する被検体形状計測装置と、同時計数データ及び輪郭形状データに基づいて吸収補正を行うことにより、吸収補正された投影データである補正投影データを生成する補正投影データ取得手段と、を備えることを特徴とする。
【０００８】
このポジトロンＣＴ装置では、被検体形状計測装置によって被検体の輪郭形状データを得ることができる。吸収補正に用いられる被検体の透過率は輪郭形状データを用いて求められるため、このポジトロンＣＴ装置ではトランスミッション計測を行わなくても吸収補正を行うことが可能である。また、吸収補正に用いられる輪郭形状データは、被検体形状計測装置によって光学的に計測される。そのため、吸収補正のためのデータを取得する際に被検体が被爆することがない。なお、このポジトロンＣＴ装置は小動物の計測に用いるのが特に好適である。小動物の場合には光子対の吸収が元々少ないため、被検体の輪郭形状データに基づく吸収補正が特に有効となるからである。
【０００９】
ここで、被検体形状計測装置が、スリット光を被検体に照射する投光部と、投光部と所定距離離れて配置され被検体からの反射光を検出する光検出部と、を有するとともに、三角測量方式で被検体形状計測装置と被検体の表面との距離を計測することによって被検体の輪郭形状データを得ることが好ましい。
【００１０】
投光部から照射されたスリット光は被検体の表面に当たって乱反射し、その一部が光検出部に入射する。光検出部へ入射する反射光の入射角度あるいは入射位置は、被検体におけるスリット光の照射位置により異なる。そのため、光検出部へ入射する反射光の入射角度あるいは入射位置をもとにして、三角測量方式で被検体表面までの距離を求めることができる。こうして求められた被検体表面までの距離から、被検体形状計測装置では被検体の輪郭形状データを得ることができる。なお、特に、投光部は、投光部から出射されるスリット光の長手方向と垂直な面内において所定角度でスリット光を走査することが好ましい。これにより、一個のセンサで複数の異なる被検体表面位置に対する位置データを計測できる。
【００１１】
また、被検体を載置する支持体を測定空間内で所定軸に沿って移動させる駆動手段をさらに備え、被検体形状計測装置が、所定軸の周囲に設けられていてもよい。これにより、このポジトロンＣＴ装置では被検体を移動させながら同時計数データ及び輪郭形状データの双方を取得することが可能となる。その結果、短い拘束時間で吸収補正のためのデータを得ることが可能となる。
【００１２】
さらに、被検体形状計測装置が、所定軸方向で測定空間の外側に設けられていることが好ましい。これにより、被検体形状計測装置によって妨げられることなく同時計数データを取得することが可能となる。
【発明の効果】
【００１３】
本発明によれば、吸収補正のためのデータを取得する際に被検体が被爆することのないポジトロンＣＴ装置を提供することができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１４】
以下、図面とともに、本発明によるポジトロンＣＴ装置の好適な実施形態について詳細に説明する。なお、図面の説明においては同一要素には同一符号を付し、重複する説明を省略する。
【００１５】
図１は、実施形態に係るポジトロンＣＴ装置１のシステム構成図である。ポジトロンＣＴ装置１は、被検体１０に投入されたＲＩ線源から放出された陽電子と近くの電子との結合により発生する光子対を光子検出器Ｄｋ（ｋ＝１、２、３、…、ｎ）で検出し、検出された光子対から５１１ｋｅＶのエネルギを有する光子対をエネルギ弁別し同時計数することにより、その光子対が測定空間のどの直線上で発生したかを特定する同時計数データを得る。投影データ蓄積手段６２は、得られた同時計数データを蓄積し、投影データを生成する。さらに、被検体１０内で吸収されてしまう光子対については投影データに反映されないため、ポジトロンＣＴ装置１では、被検体１０の輪郭形状データを得て被検体１０の透過率を算出し、投影データの吸収補正を行い、補正投影データを得ている。ポジトロンＣＴ装置１では、同時計数データを得るためにリング４０及び同時計数手段５０を、被検体１０の輪郭形状データを得るために被検体形状計測装置３０を、吸収補正を行うために補正投影データ取得手段６０を備える。また、被検体１０の異なる位置での計測を可能とすべく、ポジトロンＣＴ装置１は、被検体１０を載置する支持体であるベッド２２と、このベッド２２をリング４０の中心軸Ａｘ方向に移動させる駆動手段２４とを備える。駆動手段２４によってベッド２２がポジトロンＣＴのスライスピッチ（ポジトロンＣＴの計測がなされる被検体の断層間距離）に相当する距離を移動するたびに、同時計数データ及び輪郭形状データが取得される。駆動手段２４として例えばパルスモータを用いる。
【００１６】
まず、同時計数データを取得するための構成要素であるリング４０及び同時計数手段５０について説明する。リング４０は、ガントリ２０の開口部内に、その中心軸Ａｘがガントリ２０の前面２０ａと交差するように設置されている。ポジトロンＣＴ装置１は、多層のリングからなる２次元タイプ（２Ｄ−ＰＥＴ）であり、図２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一層分をリング４０として表している。リング４０は、被検体１０が置かれる測定空間１２を内部に含む。リング４０では、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Ｄｋ（ｋ＝１、２、３、…、ｎ）が中心軸Ａｘの周囲に配列されている。これらの光子検出器Ｄｋは測定空間１２の方向に受光面を向けており、測定空間１２で発生した光子を検出する。ただし、ポジトロンＣＴ装置１は２次元タイプであるため、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検出する。再び図１を参照しながら説明を続ける。これら光子検出器Ｄｋ（ｋ＝１、２、３、…、ｎ）それぞれと同時計数手段５０との間には図１に示すように信号線が設けられおり、光子を検出した光子検出器Ｄｋから同時計数手段５０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。
【００１７】
光子検出器Ｄｋ（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とする同時計数手段５０は、リング４０内の２つの光子検出器Ｄｉ及びＤｊが電子・陽電子対消滅に伴って発生した所定のエネルギ（５１１ｋｅＶ）を有する光子（γ線）対を同時検出したことをエネルギ弁別して同時計数を行う。こうして同時計数することにより同時計数手段５０は、測定空間１２において電子・陽電子対消滅により発生した光子対が、光子検出器Ｄｉ及びＤｊを結ぶ直線（以下、「同時計数ライン」という）Ｌｉｊ上で発生したことを示す同時計数データを出力する。
【００１８】
次に、被検体１０の輪郭形状データを取得するための構成要素である被検体形状計測装置３０について説明する。被検体１０の輪郭形状を光学的に計測する被検体形状計測装置３０は、センサ３１Ａ、３１Ｂ、３１Ｃ、ベッド位置検出手段３２、トリガ信号発生手段３３、フレームグラバ３４、被検体形状解析手段３５、及びパルス駆動回路３６を備える。ポジトロンＣＴ装置１では被検体１０表面までの距離を光学的に計測するために３つのセンサ３１Ａ、３１Ｂ、３１Ｃを備えており、これらはガントリ２０の前面２０ａ上に、中心軸Ａｘ方向で測定空間１２の外側に位置するように設置される。図３に、被検体１０及びセンサ３１Ａ、３１Ｂ、３１ＣのＩ−Ｉ矢印断面を模式的に表す。３つのセンサ３１Ａ、３１Ｂ、３１Ｃは図３に示すように、ガントリ２０の開口部を囲むように配置され、被検体１０と略同じ高さに２つのセンサ３１Ａ、３１Ｃが、被検体１０の上部に１つのセンサ３１Ｂが配置されることにより、被検体１０の全周囲について計測可能となっている。図３では、各センサから出射されるスリット光が被検体１０を照射する範囲をそれぞれ点線で表すことにより、各センサが計測可能な範囲を示す。なお、ベッド２２と接している部分の被検体１０の形状については、ベッド２２の形状から得ることができる。そのため、形状が既知であるベッド２２と接している部分をカバーするセンサを配置しなくても、ベッド２２と接している部分の被検体１０の輪郭形状データを得ることができる。
【００１９】
センサ３１Ａ、３１Ｂ、３１Ｃは、光学三角測量法にて距離検出を行う反射型の光電センサであり、例えば図４に示すように、投光部１３１と光検出部１３２とを有する。図４では、センサ３１Ａについて表示しているが、センサ３１Ｂ、３１Ｃもセンサ３１Ａと同じように構成される。投光部１３１からは被検体１０を照射するスリット光が出射される。光検出部１３２は投光部１３１から出射されるスリット光の長手方向と垂直で、かつ光の出射方向と交差する方向で投光部１３１と所定距離離れて並ぶように配置される。なお、センサ３１Ａ、３１Ｂ、３１Ｃから出射されるスリット光として、Ｘ線及びγ線の波長帯域に含まれる波長の光は用いない。スリット光として可視域から近赤外域の波長（３６０ｎｍ〜２５００ｎｍ）の光を用いることが好ましい。
【００２０】
投光部１３１は、図５に示すように、発光要素１３１Ａと投光レンズ１３１Ｂとを有する。発光要素１３１Ａは、例えばスリット光の長手方向とは垂直な方向に一列に配列された複数の発光素子（例えばＬＥＤチップ）である。そして、これらの発光素子を順次発光するよう制御することにより、スリット光の長手方向及びスリット光の出射方向の双方と垂直な方向で投光部１３１から出射される光が被検体１０を走査する。投光レンズ１３１Ｂは、発光要素１３１Ａの前方に配置され、発光要素１３１Ａから出射されるスリット光を平行光にコリメートする。
【００２１】
一方、光検出部１３２は、ＣＣＤ１３２Ａと光検出レンズ１３２Ｂとを有する。光検出レンズ１３２Ｂは、ＣＣＤ１３２Ａの前方に配置され、被検体１０で反射された投光部１３１からの出射光をＣＣＤ１３２Ａ表面に集光する。こうして集光された被検体１０で反射された投光部１３１からの出射光のパターン（以下、反射光パターンという）はＣＣＤ１３２Ａで撮像され、出力される。発光要素１３１Ａ及びＣＣＤ１３２Ａ、投光レンズ１３１Ｂ及び光検出レンズ１３２Ｂはそれぞれの光軸が平行となるように配置される。
【００２２】
ここで、センサ３１Ａ、３１Ｂ、３１Ｃの測定原理について、図５を参照して簡単に説明する。発光要素１３１Ａから出射された光は、投光レンズ１３１Ｂを経て被検体１０を照射し、被検体１０表面で乱反射される。被検体１０表面で乱反射された光の一部は、光検出レンズ１３２Ｂで集光されてＣＣＤ１３２Ａ表面の光検出位置ＳＰに入射する。このとき、投光レンズ１３１Ｂから被検体１０までの距離をＬ、投光レンズ１３１Ｂの光軸と光検出レンズ１３２Ｂの光軸との距離をＢ、光検出レンズ１３２Ｂの焦点距離、すなわち光検出レンズ１３２ＢとＣＣＤ１３２Ａとの距離をｆ、光検出レンズ１３２Ｂの光軸から光検出位置ＳＰまでの距離をｘとすると、三角形の相似の関係により、（１）式が成り立つ。
Ｌ＝Ｂｆ／ｘ        …（１）
【００２３】
ｘはＣＣＤ１３２Ａからの出力である反射光パターンに基づいて求められるので、投光レンズ１３１Ｂから被検体１０までの距離Ｌは後述の被検体形状解析手段３５において（１）式より求められる。
【００２４】
センサ３１Ａ、３１Ｂ、３１Ｃを制御し、さらにセンサ３１Ａ、３１Ｂ、３１Ｃからの出力である反射光パターンに基づいて被検体１０の輪郭形状データを得るために、被検体形状計測装置３０はベッド位置検出手段３２、トリガ信号発生手段３３、フレームグラバ３４、被検体形状解析手段３５、及び、パルス駆動回路３６を備える。すなわち、被検体１０を載置したベッド２２の位置情報を出力するベッド位置検出手段３２は、例えば駆動手段２４がパルスモータである場合には、パルスモータからパルスが発生するたびに信号を取得し、発生したパルス数を数えることによりベッド２２の位置情報を得る。あるいは、ベッド位置検出手段３２は、エンコーダを備えてベッド２２の位置情報を得てもよい。こうして得たベッド２２の位置情報をベッド位置検出手段３２はトリガ信号発生手段３３へ出力する。ベッド２２の位置情報が入力されたトリガ信号発生手段３３では、ベッド２２がポジトロンＣＴのスライスピッチに相当する距離を移動するたびにトリガ信号を出力する。パルス駆動回路３６は、トリガ信号発生手段３３で発生したトリガ信号を入力として受け、センサ３１Ａ、３１Ｂ、３１Ｃそれぞれの投光部１３１を駆動しスリット光を出力させる。トリガ信号発生手段３３で発生したトリガ信号は、パルス駆動回路３６の他、フレームグラバ３４にも送られる。トリガ信号を受けたフレームグラバ３４は、トリガ信号を受けた瞬間にセンサ３１Ａ、３１Ｂ、３１Ｃそれぞれから出力される反射光パターンを受け、これを保持する。これにより、フレームグラバ３４ではパルス駆動回路３６が駆動した瞬間の反射光パターンを得る。この反射光パターンをもとに、被検体形状解析手段３５では三角測量の原理に基づいた上述の計算を行い、被検体１０とセンサ３１Ａ、３１Ｂ、３１Ｃそれぞれとの距離を求め、被検体１０の輪郭形状データを得る。フレームグラバ３４及び被検体形状解析手段３５は、同一のコンピュータ内で動作してもよい。なお、輪郭形状データの精度は、ポジトロンＣＴ装置１の分解能と同程度であることが好ましい。したがって、例えばポジトロンＣＴ装置の分解能が１．５ｍｍの場合には、少なくとも１ｍｍ程度の精度で輪郭形状データを得ることが好ましい。
【００２５】
続いて、同時計数データ及び輪郭形状データに基づいて吸収補正を行うことにより補正投影データを得る補正投影データ取得手段６０について説明する。補正投影データ取得手段６０は、投影データ蓄積手段６２と吸収補正手段６４とを有する。投影データ蓄積手段６２は、同時計数手段５０から出力された同時計数データを蓄積して、投影データを生成する。吸収補正手段６４は、被検体形状解析手段３５から転送される輪郭形状データを用いて、投影データ蓄積手段６２で生成された投影データの吸収補正を行うことにより、補正投影データを得る。吸収補正手段６４では吸収補正を行うために、まず輪郭形状データから被検体１０における光子対（γ線）の透過率を求める。こうして求められた透過率で投影データを除することにより補正投影データが得られる。
【００２６】
図６を参照して、輪郭形状データから被検体１０の透過率を求める原理を簡単に説明する。同時計数ラインＬｉｊが被検体１０を横切る長さをａ、ベッド２２を横切る長さをｂとし、被検体１０の吸収係数をμ１、ベッド２２の吸収係数をμ２とすると、同時計数ラインＬｉｊごとの被検体１０の透過率Ｔｉｊは、以下の（２）式で表される。
Ｔｉｊ＝ｅｘｐ｛−（μ１・ａ＋μ２・ｂ）｝      …（２）
【００２７】
ここで、同時計数ラインＬｉｊが被検体１０を横切る長さａ及び同時計数ラインＬｉｊがベッド２２を横切る長さｂは、被検体１０の輪郭形状データから求めることができる。また、ベッド２２の吸収係数μ２は、実際に計測する等により容易に得ることができ、被検体１０の吸収係数μ１については、例えば水の吸収係数を用いる。そのため、トランスミッションデータである被検体１０の透過率Ｔｉｊは、（２）式から求めることができる。
【００２８】
画像再構成手段９０は、補正投影データ取得手段６０で得られた補正投影データに基づいて、測定空間１２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再画像構成を行う。画像表示手段９２は、画像再構成手段９０により再構成された画像を表示する。
【００２９】
次に、ポジトロンＣＴ装置１を用いた計測方法について説明する。図７は、ポジトロンＣＴ装置１における計測のフローチャートである。
【００３０】
まず、ステップＳ１でポジトロンＣＴ装置１は、被検体１０の輪郭形状データを取得する。すなわち、ベッド位置検出手段３２によってベッド２２の移動距離がトリガ信号発生手段３３に出力される。トリガ信号発生手段３３ではベッド２２の移動距離がポジトロンＣＴのスライスピッチに相当する距離であるか否かが判断され、スライスピッチに相当する距離と判断されると、トリガ信号発生手段３３からトリガ信号がパルス駆動回路３６及びフレームグラバ３４に対して出力される。パルス駆動回路３６はトリガ信号を受け、センサ３１Ａ、３１Ｂ、３１Ｃそれぞれの投光部１３１を駆動して被検体１０にスリット光を照射させる。一方、フレームグラバ３４は、トリガ信号が与えられた瞬間のＣＣＤ１３２Ａからの出力である反射光パターンを保持する。フレームグラバ３４は、こうして保持した反射光パターンを被検体形状解析手段３５に出力する。被検体形状解析手段３５はフレームグラバ３４で保持された反射光パターンを用い、三角測量の原理に基づいて被検体１０の輪郭形状データを求める。
【００３１】
続いて、ステップＳ２でポジトロンＣＴ装置１は、同時計数データを取得する。すなわち、測定空間１２内の計測位置に位置する被検体１０内部で電子・陽電子対消滅に伴って放出された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４０を構成する光子検出器Ｄｋのうちの何れか２つの光子検出器Ｄｉ及びＤｊ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Ｄｉ及びＤｊそれぞれから出力され、同時計数手段５０に入力する。これら光子検出信号を入力とする同時計数手段５０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、同時に計測されたものと判断された場合には、その光子対を検出した２つの光子検出器Ｄｉ及びＤｊを結ぶ直線を特定する同時計数データが出力される。
【００３２】
ステップＳ２で得られた同時計数データは、ステップＳ３において投影データ蓄積手段６２に蓄積される。ステップＳ２及びステップＳ３を一定時間繰り返すことにより、投影データが生成される。
【００３３】
こうして投影データを生成した後、ステップＳ４において、輪郭形状データを用いた投影データの吸収補正が行われ、補正投影データが得られる。
【００３４】
ステップＳ５で、画像再構成手段９０は、補正投影データに基づき測定空間１２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、再画像構成を行う。再構成された画像は、画像表示手段９２で表示される。その後、駆動手段２４によりベッド２２はポジトロンＣＴのスライスピッチ分だけ移動させられ、ステップＳ１からステップＳ４までが繰り返される。
【００３５】
ここで、図８に示したフローチャートを参照して、ステップＳ４をさらに詳細に説明する。まず、ステップＳ４１で、吸収補正手段６４を動作させるコンピュータ等のメモリ上にあるポジトロンＣＴ画像領域に被検体１０の輪郭形状データを配置する。次に、ステップＳ４２で、吸収補正手段６４はポジトロンＣＴ画像領域中の被検体１０及びベッド２２に相当する領域に対して、それぞれ吸収係数μ１、μ２を代入する。その次に、ステップＳ４３で、同時計数ラインＬｉｊ上の被検体１０及びベッド２２の切断長ａ、ｂを計算し、同時計数ラインＬｉｊでの透過率Ｔｉｊを（２）式に基づき算出する。その後ステップＳ４４で、吸収補正手段６４は、投影データ中の同時計数ラインＬｉｊ上での計測に相当する部分を透過率Ｔｉｊで除したデータをメモリ上に書き込む。このステップＳ４３及びステップＳ４４を、取得した同時計数データのサンプル数だけ繰り返し、補正投影データを得て吸収補正を終了する。
【００３６】
上記実施形態によるポジトロンＣＴ装置１の効果について説明する。
【００３７】
吸収補正に用いられるトランスミッションデータ、すなわち被検体１０の透過率は、（２）式に示したように、輪郭形状データから求めることができる。ポジトロンＣＴ装置１では、被検体形状計測装置３０によって被検体１０の輪郭形状データを得る。そのため、ポジトロンＣＴ装置１ではトランスミッション計測を行わなくても投影データの吸収補正を行うことが可能である。
【００３８】
また、ポジトロンＣＴ装置１は小動物の計測に用いるのが特に好適である。小動物の場合には光子対の吸収が元々少ない。そのため、被検体の輪郭形状データから透過率を求めるのに吸収係数μを部位によって異ならせる必要がほとんどなく、被検体内部の吸収係数μを一定値にして（２）式から透過率を求めても非常に正確な透過率を得ることができる。あるいは、ポジトロンＣＴ装置１は、頭部のように吸収係数がほぼ均一であるとみなせる部位の計測にも有効である。吸収係数がほぼ均一な部位であれば、被検体内部の吸収係数μを一定値にして（２）式から透過率を求めても、やはり非常に正確な透過率を得ることができるからである。例えば、頭部を計測する場合には、被検体内部の吸収係数μとして水の吸収係数を用いるのが好ましい。
【００３９】
また、吸収補正に用いられる輪郭形状データは、被検体形状計測装置３０によって光学的に計測される。すなわち、センサ３１Ａ、３１Ｂ、３１Ｃのそれぞれの発光要素１３１Ａから出射されたスリット光の被検体１０での反射光パターンを、各センサのＣＣＤ１３２Ａが出力する。この反射光パターンから三角測量方式に基づいて被検体形状解析手段３５で被検体１０とセンサ３１Ａ、３１Ｂ、３１Ｃそれぞれとの距離が算出され（（１）式）、被検体１０の輪郭形状データが求められる。そのため、吸収補正のためのデータを取得する際に被検体１０が被爆することがない。
【００４０】
特に、投光部１３１は、スリット光の長手方向と垂直な面内で所定角度でスリット光を走査することが好ましい。これにより、一個のセンサで複数の異なる被検体１０表面位置に対する位置データが計測されるからである。
【００４１】
また、ポジトロンＣＴ装置１では、吸収補正のためのデータは、センサ３１Ａ、３１Ｂ、３１Ｃなどによって計測されて得られる。そのため、Ｘ線ＣＴ計測を用いる場合に比べ安価で、吸収補正のためのデータを取得する手段を設けることができる。
【００４２】
ポジトロンＣＴ装置１では、上述したように、吸収補正のためのデータである輪郭形状データを光学的に計測して得ている。そのため、ポジトロンＣＴ装置１では、トランスミッション計測と異なり、同時計数データ取得時に輪郭形状データも取得することが可能である。その結果、短い拘束時間で吸収補正のためのデータを得ることが可能となる。
【００４３】
ポジトロンＣＴ装置１はリング４０の中心軸Ａｘに沿ってベッド２２を移動させる駆動手段２４を備え、かつセンサ３１Ａ、３１Ｂ、３１Ｃを中心軸Ａｘの周囲に設けている。これにより、ポジトロンＣＴ装置１では被検体１０を移動させながら、ポジトロンＣＴのスライスピッチごとに、同時計数データ及び輪郭形状データの双方を取得することが可能となる。また、その結果、短い拘束時間で吸収補正のためのデータを得ることが可能となる。
【００４４】
また、ポジトロンＣＴ装置１では、センサ３１Ａ、３１Ｂ、３１Ｃはいずれも、中心軸Ａｘ方向で測定空間１２の外側に設けられている。そのため、センサ３１Ａ、３１Ｂ、３１Ｃによって妨げられることなく同時計数データを取得することができる。
【００４５】
本発明によるポジトロンＣＴ装置は、上記した実施形態及び構成例に限られるものではなく、様々な変形が可能である。例えば、上記実施形態のように同時計数データの蓄積である投影データに対して吸収補正をすることで補正投影データを得るのではなく、吸収補正を施したデータを蓄積することにより補正投影データを得る構成としてもよい。この場合のポジトロンＣＴ装置のシステム構成図を図１０に示す。この場合、補正投影データ取得手段１６０は、吸収補正手段１６４及び補正投影データ蓄積手段１６６を有する。吸収補正手段１６４は、一定値を各同時計数データに対応する透過率で除したデータを出力する。補正投影データ蓄積手段１６６は、吸収補正手段１６４から出力されたデータを、そのデータを求めるのに用いた同時計数データに対応する番地に蓄積し、補正投影データを得る。
【００４６】
また、センサの光検出部１３２は、ＣＣＤによって構成されるのでなく、例えばＰＳＤ（半導体位置検出素子）や２分割型半導体位置検出器であってもよい。センサの光検出部１３２がＰＳＤ１３２Ｃと投光レンズ１３２Ｂとを有する場合を図９に示す。ＰＳＤ１３２Ｃは、抵抗層からなる光検出面１３２ｄを有し、その光検出面１３２ｄを挟んで上下端に電極１３２ｅ、１３２ｆが設けられた構造をしている。この光検出部１３２は、光検出面１３２ｄに光が入射すると、光検出位置で光電流を生じ、この光電流がそれぞれ電極１３２ｅ、１３２ｆに分割されて流れていく。その際、各電極１３２ｅ、１３２ｆに流れるそれぞれの光電流は、光検出位置と各電極１３２ｅ、１３２ｆとの間での抵抗値に応じて分割される。この抵抗値は、電極と光検出位置との距離に比例する。したがって、各電極１３２ｅ、１３２ｆに流れる電流の比は入射光の光検出部での光検出位置に応じて変化し、各電流値を計測することにより入射光の検出位置が求められる。このセンサの測定原理を図９に基づいて簡単に説明する。発光要素１３１Ａから照射された光は、投光レンズ１３１Ｂを経て被検体１０表面で乱反射され、その一部が光検出レンズ１３２Ｂで集光されてＰＳＤ１３２Ｃの光検出面１３２ｄの受光位置ＳＰに入射する。この時、投光レンズ１３１Ｂから被検体１０までの距離をＬ、投光レンズ１３１Ｂと光検出レンズ１３２Ｂとの光軸中心の距離をＢ、光検出レンズ１３２Ｂの焦点距離、つまり光検出レンズ１３２ＢとＰＳＤ１３２Ｃ間の距離をｆ、電極１３２ｅ、１３２ｆ間の距離をＣ、光検出レンズ１３２Ｂの光軸中心から光検出位置ＳＰまでの距離をｘ1とすると、（３）式が成立する。
ｘ1＝Ｂｆ／Ｌ …（３）
【００４７】
また、各電極１３２ｅ、１３２ｆからの出力電流ＩＡ、ＩＢの和をＩ０とし、光検出位置ＳＰと電極１３２ｆの距離をｘとすると、各出力電流ＩＡ、ＩＢはそれぞれ光検出位置ＳＰと電極との距離に反比例するため、（４）式が成り立つ。
ＩＡ＝Ｉ０・Ｘ／Ｃ
ＩＢ＝Ｉ０・（Ｃ−Ｘ）／Ｃ …（４）
【００４８】
さらに、（３）式及び（４）式により、（５）式が成立する。
Ｌ＝Ｂｆ／Ｃ・（１＋ＩＢ／ＩＡ） …（５）
【００４９】
（５）式から理解されるように、各電流の比により、センサと被検体１０との距離Ｌを求めることができる。
【００５０】
また、被検体形状計測装置は、センサ、ベッド位置検出手段、トリガ信号発生手段、パルス駆動回路、フレームグラバ、及び被検体形状解析手段によって構成されず、またこれらをすべて備えていなくてもよい。特に、駆動手段でベッドを移動させることなく被検体を固定して計測する場合には、ベッド位置検出手段、トリガ信号発生手段、パルス駆動装置、及びフレームグラバを備えていなくてもよい。
【００５１】
また、上記実施形態では、センサの数を３つとしているが、被検体の全周囲をカバーして形状を計測できれば３つに限られない。ただし、被検体の形状を正確に測定するためには、センサは少なくとも２つ必要であることは明らかであり、確実に全周囲の形状を測定するためには３つ以上配置することが好ましい。また、センサをガントリに設置せず、同時計数データの取得とは別に輪郭形状データを取得してもよい。また、別途ＭＲＩ計測により解剖学的情報が既に得られている場合には、その解剖学的情報と輪郭形状データとをフィッティングさせることにより、被検体の組織部位毎の透過率を得ることができる。この場合、より正確なトランスミッションデータ（透過率）が得られ、その結果、ＲＩ線源の分布を表す画像もより正確となる。
【００５２】
なお、本発明は、上述した多層のリングからなる２Ｄ−ＰＥＴに限定されるものではなく、他のタイプのポジトロンＣＴ装置にも適用可能である。例えば、１層リングからなる２Ｄ−ＰＥＴや、３次元タイプの３Ｄ−ＰＥＴにも適用可能である。
【図面の簡単な説明】
【００５３】
【図１】実施形態に係るポジトロンＣＴ装置のシステム構成図である。
【図２】同時計数データを取得する原理を説明するための図である。
【図３】センサによる被検体の輪郭形状の計測を説明するための図である。
【図４】センサの構成を示す概略斜視図である。
【図５】センサの測定原理を説明するための図である。
【図６】輪郭形状データから被検体の透過率を算出する原理を説明するための図である。
【図７】ポジトロンＣＴ装置における計測のフローチャートである。
【図８】吸収補正のフローチャートである。
【図９】センサの光検出部にＰＳＤを用いた場合の測定原理を説明するための図である。
【図１０】変形例に係るポジトロンＣＴ装置のシステム構成図である。
【図１１】従来のトランスミッション計測を説明するための図である。
【符号の説明】
【００５４】
１…ポジトロンＣＴ装置、１０、１４…被検体、１２…測定空間、１５…校正用ＲＩ線源、２０…ガントリ、２０ａ…ガントリの前面、２２…ベッド、２４…駆動手段、３０…被検体形状計測装置、３１Ａ、３１Ｂ、３１Ｃ…センサ、３２…ベッド位置検出手段、３３…トリガ信号発生手段、３４…フレームグラバ、３５…被検体形状解析手段、３６…パルス駆動回路、４０…リング、Ｄｋ…光子検出器、Ｌｉｊ…同時計数ライン、５０…同時計数手段、６０、１６０…補正投影データ取得手段、６２…投影データ蓄積手段、１６６…補正投影データ蓄積手段、６４、１６４…吸収補正手段、９０…画像再構成手段、９２…表示手段、１３１…投光部、１３１Ａ…発光要素、１３１Ｂ…投光レンズ、１３２…光検出部、１３２Ａ…ＣＣＤ、１３２Ｂ…光検出レンズ、１３２Ｃ…ＰＳＤ、１３２ｄ…光検出面、１３２ｅ、１３２ｆ…電極
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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