專利名稱：Pet裝置、pet-mri裝置以及圖像處理方法
技術領域：
本發明的實施方式涉及PET裝置、PET-MRI裝置以及圖像處理方法。
背景技術：
以往，生成表示通過正電子發射核素進行標記的藥劑在被檢體內的分布的PET圖像的正電子發射型計算機斷層攝影(PositronEmission Computed Tomography :PET)裝置已為人們所知。這樣的PET裝置一般具備以包圍被檢體的方式配置的環狀的PET檢測器。該PET檢測器例如通過環狀地配置多個檢測器模塊而形成，該多個檢測器模塊具有將Y射線(包含湮滅放射線)轉換成可見光的閃爍體(scintillator)等。并且，在PET裝置·中，為了降低PET檢測器的制造成本，或為了提高例如TOF (Time Of Flight，飛行時間)時間分辨率，也存在謀求使PET檢測器所具有的閃爍體的厚度變薄的情況。現有技術文獻專利文獻專利文獻I :特表2008-525161號公報
發明內容
然而，在以往的PET裝置中，使PET檢測器的閃爍體的厚度變薄時，存在未被PET檢測器檢測出就通過了的Y射線所產生的概率變高，所攝像的PET圖像的畫質降低的情況。實施方式所涉及的PET裝置具備第I檢測部、第2檢測部、計數信息收集部、能量值加法部、同時計數信息生成部、圖像重建部。第I檢測部環狀地形成，具有多個第I閃爍體，該第I檢測部檢測從被投放給被檢體的正電子發射核素發射出的Y射線。第2檢測部環狀地形成，被設置在上述第I檢測部的外周側，并具有以比上述第I檢測部所具有的上述多個第I閃爍體低的配置面密度進行配置的多個第2閃爍體，該第2檢測部檢測通過了上述第I檢測部的Y射線。計數信息收集部將由上述第I檢測部檢測到的Y射線的檢測位置、能量值以及檢測時間作為第I計數信息進行收集，并將由上述第2檢測部檢測到的Y射線的檢測位置、能量值以及檢測時間作為第2計數信息進行收集。能量值加法部根據上述第I計數信息所包含的檢測時間與上述第2計數信息所包含的檢測時間，對上述第I計數信息所包含的能量值加上上述第2計數信息所包含的能量值來生成校正計數信息。同時計數信息生成部根據由上述能量值加法部生成的校正計數信息，將大致同時檢測到從上述正電子發射核素發射出的Y射線的校正計數信息的組合，作為同時計數信息來生成。圖像重建部根據由上述同時計數信息生成部生成的同時計數信息來重建PET圖像。
圖I是表示本實施例I所涉及的PET裝置的結構的圖。圖2是表示本實施例I所涉及的PET檢測器的剖面圖。
圖3是表示通過本實施例I所涉及的計數信息存儲部存儲的第I計數信息的一個例子的圖。圖4是表示通過本實施例I所涉及的計數信息存儲部存儲的第2計數信息的一個例子的圖。圖5是表示通過本實施例I所涉及的能量值加法部生成的校正計數信息的一個例子的圖。圖6是表示通過本實施例I所涉及的同時計數信息生成部生成的同時計數信息的一個例子的圖。圖7是表示基于本實施例I所涉及的PET裝置的PET圖像的攝像的流程的流程圖。圖8是表示通過本實施例I所涉及的能量值加法部生成的校正計數信息的另一個例子的圖(I)。圖9是表示通過本實施例I所涉及的能量值加法部生成的校正計數信息的另一個例子的圖(2)。圖10是表示通過本實施例I所涉及的能量值加法部生成的校正計數信息的另一個例子的圖(3)。圖11是表示本實施例2所涉及的PET-MRI裝置的結構的圖。圖12是表示本實施例2所涉及的PET檢測器的配置的圖。圖13是表示本實施例2所涉及的計算機的結構的功能框圖。圖14是表示通過本實施例2所涉及的計數信息存儲部存儲的第3計數信息的一個例子的圖。圖15是表示通過本實施例2所涉及的計數信息存儲部存儲的第4計數信息的一個例子的圖。圖16是表示通過本實施例2所涉及的能量值加法部生成的第I校正計數信息的一個例子的圖。圖17是表示通過本實施例2所涉及的能量值加法部生成的第2校正計數信息的一個例子的圖。圖18是表示通過本實施例2所涉及的同時計數信息生成部生成的同時計數信息的一個例子的圖。圖19是表示通過本實施例2所涉及的PET圖像重建部重建的PET圖像的攝像區域的圖。圖20是表示基于本實施例2所涉及的PET-MRI裝置的PET圖像的攝像的流程的流程圖。圖21是表示基于本實施例2所涉及的PET-MRI裝置的MR圖像的攝像的流程的流程圖。圖22是用于說明本實施例3所涉及的靜態調強的圖。
具體實施例方式以下，參照附圖，針對本實施方式所涉及的PET裝置、PET-MRI裝置以及圖像處理方法詳細地進行說明。、
實施例I首先，作為實施例1，說明與PET裝置相關的實施例。圖I是表示本實施例I所涉及的PET裝置100的結構的圖。如圖I所示，該PET裝置100具有臺架/床裝置10和控制臺裝置20。臺架/床裝置10在規定的監測期間，將從被投放給被檢體P、并選擇性地取入被檢體P的生物體組織的正電子 發射核素發射出的一對Y射線進行計數。例如，臺架/床裝置10具有頂板11、床12、床驅動部13、PET檢測器14以及15、計數信息收集部16。另外，臺架/床裝置10如圖I所示，具有成為攝影口的空洞。頂板11是被檢體P橫臥的床，被配置在床12上。床驅動部13在后述的床控制部23的控制下，通過使床12移動，從而使被檢體P移動到臺架裝置10的攝影口內。PET檢測器14環狀地形成，并檢測從被投放給被檢體P的正電子發射核素發射出的Y射線。PET檢測器15環狀地形成，被設置在PET檢測器14的外周側。該PET檢測器15檢測通過了 PET檢測器14的Y射線。這些PET檢測器14以及15例如通過環狀地配置多個檢測器模塊而形成，通常，在圖I中的進深方向多重地配設。在此，形成PET檢測器14以及15的各檢測器模塊是檢測從被檢體P發射出的、射線的光子計數(photoncounting)方式的檢測器。例如，各檢測器模塊是具有閃爍體和光電倍增管(PMT :Photomultiplier Tube)，另外還有具有光導的裝置。閃爍體二維地排列有將從被檢體P發射出、并入射的Y射線轉換成可見光的NaI (SodiumIodide,碘化鈉)、BGO (Bismuth Germanate,錯酸秘)、LYSO (Lutetium YttriumOxyorthosilicate,娃酸乾镥)、LS0(Lutetium OxyorthosiIicate,娃酸镥)、LGS0(LutetiumGadoliniumOxyorthosiIicate,娃酸禮镥)等而形成。另外，光電倍增管經由光導稠密地配置多個，并將從閃爍體輸出的可見光放大并轉換成電信號。光導由光透過性優良的塑料材料或者玻璃材料等構成，并將從閃爍體輸出的可見光向光電倍增管傳送。另外，光電倍增管由接收閃爍光并產生光電子的光電陰極、提供使所產生的光電子加速的電場的多級的打拿極、以及作為電子的流出口的陽極構成。由于光電效應從光電陰極發射出的電子朝向打拿極加速，并撞擊打拿極的表面，擊打出多個電子。通過在多級的打拿極重復該現象，電子數雪崩似地倍增，在陽極的電子數約達到100萬。此時，光電倍增管的增益率為100萬倍。另外，為了實現利用雪崩現象的增幅，在打拿極與陽極之間通常施加1000伏左右的電壓。S卩，形成PET檢測器14以及15的各檢測器模塊通過由閃爍體將Y射線轉換成可見光，并由光電倍增管將轉換出的可見光轉換成電信號，從而，測量從被檢體P發射出的Y射線的數量、其檢測到的位置、能量、定時。另外，各PET檢測器所具有的閃爍體的厚度被形成為例如在LYSO等中厚度的合計為20mm以上，以使得得到規定值以上的Y射線的檢測效率。例如，在各PET檢測器所具有的LYSO閃爍體中，形成為厚度的合計為22mm左右。此時，例如，PET檢測器14所具有的閃爍體的厚度優選為7mm 12mm左右。另外，PET檢測器15所具有的閃爍體的厚度優選為IOmm 15mm左右。但是,優選PET檢測器14的閃爍體比PET檢測器15的閃爍體薄。另外，PET檢測器14所具有的閃爍體形成為與PET檢測器15所具有的閃爍體相t匕，環的軸方向的寬度相同或者變小。圖2是本實施例I所涉及的PET檢測器14以及PET檢測器15的剖面圖。該圖2示出了 PET檢測器14所具有的檢測模塊的閃爍體14a和PET檢測器15所具有的檢測模塊的閃爍體15a。例如，如圖2所示，PET檢測器14所具有的閃爍體14a以與PET檢測器15所具有的閃爍體15a相比，環的軸方向的寬度變小的方式來形成，以由圖I所示的角度觀察時的周方向的寬度也同樣地變小的方式形成。即，針對位于內側的PET檢測器14，閃爍體的配置面密度變高，像素單位變細。另外，針對位于外側的PET檢測器15，閃爍體的配置面密度變低，像素單位變粗。另外，閃爍體14a的材質與閃爍體15a的材質也可以相互不同。這樣，通過2重地配置PET檢測器，能夠提高Y射線的檢測概率。并且，針對內側的PET檢測器，通過使閃爍體變薄，使寬度變小，使像素單位變細，能夠提高PET圖像的畫質。另外，針對外側的PET檢測器，通過使像素單位變粗，從而能夠抑制PET檢測器的制造成本。另外，如圖2所示，優選PET檢測器15的軸方向的長度比PET檢測器14長。由此， 通過PET檢測器15，將能夠更準確地檢測在PET檢測器14內產生的Y射線的散射線。另外，在圖2中，示出了以在PET檢測器14與PET檢測器15之間形成間隙的方式配置各PET檢測器的情況。但是，不一定必須在PET檢測器14與PET檢測器15之間設置間隙。當使該間隙變小時，例如，如果保持外側的PET檢測器15的厚度的同時使PET檢測器15的環徑變小，則能夠維持Y射線的檢測率，同時使用于PET檢測器15的閃爍體的體積變小，因此，能夠減低制作成本。另外，如果使內側的PET檢測器15的環徑變大，則能夠擴大配置有被檢體的空間，因此，將能夠診斷體格大的被檢體。另外，PET檢測器14以及15所具有的各檢測模塊為了與由噪音變化、經時變化等而產生的輸出的變化對應，定期地進行校準。在此所說的校準中，例如存在能量校準、時間校準。所謂能量校準是指調整各檢測模塊的增益與偏置并使其一致。另外，所謂時間校準是指使各檢測器模塊檢測Y射線時所輸出的時間信息的輸出定時在檢測器模塊間一致。返回到圖I的說明，計數信息收集部16將基于PET檢測器14以及15各自的計數結果的信息作為計數信息進行收集。具體而言，計數信息收集部16將通過PET檢測器14檢測到的Y射線的檢測位置、能量值以及檢測時間作為第I計數信息進行收集。另外，計數信息收集部16將通過PET檢測器15檢測到的Y射線的檢測位置、能量值以及檢測時間作為第2計數信息進行收集。并且，計數信息收集部16對PET檢測器14以及15所具有的每個檢測器模塊收集計數信息，并將收集到的計數信息發送到后述的控制臺裝置20。首先，當PET檢測器具有光導時，計數信息收集部16為了根據各檢測器模塊的計數結果來收集檢測閃爍體的位置，進行安格(Anger)型位置計算處理。或者，當檢測器模塊的光電倍增管是位置檢測型光電倍增管時，計數信息收集部16由位置檢測型光電倍增管來進行檢測閃爍體及其內部的發光位置的收集。此時，計數信息收集部16通過根據將閃爍體的閃爍光在相同的檢測時間段轉換輸出為電信號的各光電倍增管的位置以及電信號的強度來計算重心的位置，從而決定表示Y射線入射的閃爍體的位置的閃爍體編號(P)。另夕卜，計數信息收集部16通過將各光電倍增管所輸出的電信號的強度相加，來決定入射至檢測器模塊的Y射線的全部能量值(E)。另外，計數信息收集部16也收集檢測器模塊檢測Y射線的檢測時間(T)。另外，檢測時間(T )既可以是絕對時間，也可以是從PET圖像的攝影開始時刻開始的相對時間。在此，時間可以是時刻也可以是計數器的計數數值。任一情況下，計數信息收集部16都例如以10-12秒(psec)單位的精度來收集檢測時間(T)。通過這樣的處理，計數信息收集部16將與用于唯一地確定檢測器模塊的“模塊ID”對應起來的““P :閃爍體編號”、“E :能量值”以及“T :檢測時間””作為計數信息來收集。控制臺裝置20接受基于操作者的PET裝置的操作，并且根據通過臺架裝置10收集到的計數信息來重建PET圖像。例如，控制臺裝置20具有輸入部21、顯示部22、床控制部23、計數信息存儲部24、能量值加法部25、同時計數信息生成部26、圖像重建部27、數據存儲部28、系統控制部29。另外，控制臺裝置20所具有的各部分經由內部總線連接。輸入部21具有PET裝置的操作者用于輸入各種指示、各種設定的鼠標、鍵盤等，將從操作者接受到的指示、設定的信息轉送至系統控制部29。例如，輸入部21從操作者接受重建PET圖像時的重建條件、用于進行圖像校正的校正條件等。
顯示部22是操作者參照的監視器，在基于系統控制部29的控制下，向操作者顯示PET圖像，或經由輸入部21顯示用于從操作者接受各種指示、各種設定等的⑶KGraphicalUser Interface,圖形化用戶接口)。床控制部23通過控制床驅動部13，從而將被檢體P移動到臺架裝置10的攝影口內。計數信息存儲部24存儲通過計數信息收集部16收集到的每個檢測器模塊的第I計數信息以及第2計數信息。圖3是表示通過本實施例I所涉及的計數信息存儲部24存儲的第I計數信息的一個例子的圖。另外，圖4是表示通過本實施例I所涉及的計數信息存儲部24存儲的第2計數信息的一個例子的圖。在圖3以及4中，“P”、“E”以及“T”分別表示“閃爍體編號”、“能量值”以及“檢測時間”。例如，如圖3所示，作為根據基于PET檢測器14所具有的“模塊ID :D11”的檢測器模塊的計數結果而收集到的第I計數信息，計數信息存儲部24存儲“P =PllU E =EllUT :T111”、“P :P112、E :E112、T :T112”等。另外，計數信息存儲部24也同樣地存儲根據基于PET檢測器14所具有的“模塊ID :D12”、“模塊ID :D13”等的檢測器模塊的計數結果而收集到的第I計數信息。另外，例如，如圖4所示，作為根據基于PET檢測器15所具有的“模塊ID :D21”的檢測器模塊的計數結果而收集到的第2計數信息，計數信息存儲部24存儲“P :P211、E :E211、T :T211”、“P :P212、E :E212、T :T212”等。另外，計數信息存儲部24也同樣存儲根據基于PET檢測器15所具有的“模塊ID :D22”、“模塊ID :D23”等的檢測器模塊的計數結果而收集到的第2計數信息。返回到圖I的說明，能量值加法部25根據第I計數信息所包含的檢測時間與第2計數信息所包含的檢測時間，對第I計數信息所包含的能量值加上第2計數信息所包含的能量值來生成校正計數信息。例如，能量值加法部25根據操作者經由輸入部21輸入的附近條件，來檢索針對PET檢測器14的滿足附近條件的PET檢測器15。附近條件設為，例如，位于緊挨檢測閃爍光的PET檢測器14的閃爍體的外側的PET檢測器15的閃爍體的兩側各兩個，共計5個閃爍體。具體而言，能量值加法部25根據操作者經由輸入部21輸入的重建條件所包含的時間窗口寬度，來生成校正計數信息。作為在此所說的時間窗口寬度的值，指定例如作為檢測器的時間分辨率(FWHM)的600pSec等。例如，能量值加法部25參照圖3所示的第I計數信息與圖4所示的第2計數信息，來檢索檢測時間(T)的差在“時間窗口寬度600pSec”以內的第I計數信息與第2計數信息的組合、且滿足上述附近條件的組合。由于當從藥劑發射出的正電子與電子結合并偶湮滅時，Y射線大致向相反方向發射，因此，在產生一次Y射線中，將與PET檢測器14所包含的2個閃爍體發生相互作用，在第I計數信息中包含2個信息的可能性較高。這樣，當包含2個信息時，該信息由大致180度相對的檢測器模塊來得到。另一方面，當由一次偶湮滅而產生的Y射線通過PET檢測器14所包含的閃爍體時，在第2計數信息中包含散射的Y射線的信息的概率變高。此時，通過應用600pSec的窗口寬度的條件與附近條件，能夠從第I計數信息以及第2計數信息中，選擇從偶湮滅位置向I個方向飛行并發生相互作用的Y射線的成對的信息。另外，時間窗口也可以根據標準時鐘，在觀測到PET檢測器14產生第I計數信息 的時刻，生成600pSec寬度的時間窗口。或者，例如，可以設為連續地生成200pSec寬度的時間窗口，將從觀測到產生第I計數信息的時刻開始，包含下游側的3個時間窗口在內的共計4個時間窗口看作I個時間窗口。此時，時間窗口寬度為600psec至800psec之間。并且，能量值加法部25通過對由檢索所得到的每個窗口，將第I計數信息所包含的能量值加上第2計數信息所包含的能量值，從而生成校正計數信息。此時，能量值加法部25根據相加的校正計數信息，來進行校正計數信息所包含的能量值與從正電子發射核素發射出的Y射線的能量值的比較，只剩下規定能量差內所包含的校正計數信息作為選擇數據。之后，能量值加法部25將那樣提取出的校正計數信息保存于數據存儲部28。圖5是表示通過本實施例I所涉及的能量值加法部25生成的校正計數信息的一個例子的圖。如圖5所示，例如，能量值加法部25根據圖3所示的第I計數信息“P =PllUE =EllU T :T111”與圖4所示的第2計數信息“P :P211、E :E211、T :T211”的組合，作為校正計數信息，生成“P =PllU E :E111+E211、T :T111”。同樣地，例如，作為校正計數信息，能量值加法部 25 也生成“P :P112、E :E112+E212、T :T112”、“P :P113、E :E113+E213、T :T113”
坐寸o另外，例如，能量值加法部25根據第I計數信息“P :P151、E :E151、T :T151”與第2計數信息“P221、E :E221、T :T221”的組合，作為校正計數信息生成“P :P151、E E151+E22UT :T151”。同樣地，例如，作為校正計數信息，能量值加法部25也生成“P :P152、E :E152+E222、T :T152”、“P :P153、E :E153+E223、T :T153” 等。另外，通過了 PET檢測器14所包含的I個閃爍體的Y射線有時也由于散射等，由PET檢測器15所包含的多個閃爍體來進行檢測。此時，能量值加法部25根據時間窗口寬度以及附近條件，檢索第I計數信息與第2計數信息的成對的組合，其結果，針對I個第I計數信息，將檢索與多個不同的第2計數信息的組合。此時，能量值加法部25通過分別對第I計數信息所包含的能量值加上各第2計數信息所包含的能量值，來生成校正計數信息。例如，假設針對第I計數信息“P :P112、E :E112、T :T112”，檢索與第2計數信息“P P211、E :E211、T :T211” 的組合、與第 2 計數信息“P :P212、E :E212、T :T212” 的組合、以及與第2計數信息“P :P213、E :E213、T :T213”的組合。此時，作為校正計數信息，能量值加法部 25 生成 “P :P112、E :E112+E211+E212+E213、T :T112”。這樣，能 量值加法部25通過對第I計數信息所包含的能量值加上第2計數信息所包含的能量值，從而將通過PET檢測器15檢測到的Y射線的能量值加到通過PET檢測器14檢測到的Y射線的能量值上。由此，將能夠補償未在PET檢測器14中被檢測到而通過的、射線的能量值。返回到圖I的說明，同時計數信息生成部26將大致同時檢測到從正電子發射核素發射出的Y射線的校正計數信息的組合，作為同時計數信息來生成。在此使用的時間信息是PET檢測器14的時間信息。在此，所謂Y射線，是指當從藥劑發射出的正電子與電子相結合并湮滅時，向大致相反方向發射的51 IkeV的一對Y射線。具體而言，同時計數信息生成部26根據操作者經由輸入部21輸入的重建條件所包含的時間窗口寬度、其開始時間和能量窗口寬度，來生成同時計數信息。作為在此所說的時間窗口寬度的值，例如，考慮了檢測器的時間分辨率與視野尺寸而指定為4npSec等。另夕卜，作為能量窗口寬度的值，例如，指定為350keV 650keV。例如，同時計數信息生成部26參照存儲于數據存儲部28的校正計數信息，來檢索檢測時間(T)的差在“時間窗口寬度4npSec”以內、且能量值(E)都位于“能量窗口寬度350keV 650keV”的校正計數信息的組合。并且，同時計數信息生成部26以與通過檢索得到的校正計數信息的組合對應起來的方式生成同時計數信息。之后，同時計數信息生成部26將生成的同時計數信息作為被檢體P的投影數據(正弦圖數據)或者列表模式數據，存儲于數據存儲部28。圖6是表示通過本實施例I所涉及的同時計數信息生成部26生成的同時計數信息的一個例子的圖。如圖6所示，例如，同時計數信息生成部26將圖5所示的校正計數信息“P P11UE :E111+E211、T :T111” 與“P :P151、E :E151+E221、T :T151” 的組合，作為對 2 個湮滅光子進行同時計數的信息即同時計數信息來生成。同樣地，例如，作為同時計數信息，同時計數信息生成部 26 也生成 “P :P112、E :E112+E212、T :T112” 與 “P :P132、E :E132+E232、T :T132” 的組合、“P :P113、E :E113+E213、T :T113” 與 “P :P133、E :E133+E233、T :T133” 的組合等。另外，除了時間窗口寬度以及能量窗口寬度以外，操作者還能夠將用于進行如下校正的參數編入同時計數信息生成條件用于除去偶發同時計數的隨機校正、用于除去散射的Y射線的計數信息作為同時計數信息而生成的情況的散射校正、用于校正各檢測器模塊間的靈敏度的差異的靈敏度校正、用于校正在被檢體P的內部減弱的Y射線的能量值的減弱校正等。返回到圖I的說明，圖像重建部27通過將同時計數信息生成部26生成的同時計數信息作為投影數據從數據存儲部28讀出，并對讀出的投影數據進行逆投影處理，從而重建PET圖像。另外，圖像重建部27將重建的PET圖像保存于數據存儲部28。系統控制部29通過控制臺架裝置10以及控制臺裝置20的動作，來進行PET裝置的整體控制。具體而言，系統控制部29控制床12的移動、計數信息收集部16中的計數信息的收集處理。另外，系統控制部29根據經由輸入部21輸入的來自操作者的設定信息，來控制同時計數信息生成部26中的同時計數信息的生成處理、圖像重建部27的PET圖像的重建處理。另外，系統控制部29控制為將數據存儲部28所存儲的PET圖像顯示于顯示部22。接著，針對基于本實施例I所涉及的PET裝置100的PET圖像的攝像流程進行說明。圖7是表示基于本實施例I所涉及的PET裝置100的PET圖像的攝像流程的流程圖。如圖7所示，PET裝置100將被檢體P移動到臺架裝置10的攝影口內之后，如果經由輸入部21從操作者接受到攝像開始指示(步驟S101，是)，則執行以下的處理。首先，計數信息收集部16將通過PET檢測器14檢測到的Y射線的檢測位置、能量值以及檢測時間作為第I計數信息進行收集 。另外，計數信息收集部16將通過PET檢測器15檢測到的Y射線的檢測位置、能量值以及檢測時間作為第2計數信息進行收集(步驟S102)。接著，能量值加法部25根據第I計數信息所包含的檢測時間與第2計數信息所包含的檢測時間，對第I計數信息所包含的能量值加上滿足附近條件且在同一時間窗口內產生的第2計數信息所包含的能量值，來生成校正計數信息(步驟S103)。接著，同時計數信息生成部26根據通過能量值加法部25生成的校正計數信息，將大致同時檢測到從正電子發射核素發射出的Y射線的校正計數信息的組合作為同時計數信息來生成(步驟S104)。在此使用的時間信息是PET檢測器14的時間信息。并且，圖像重建部27根據通過同時計數信息生成部26生成的同時計數信息，使用TOF技術等求出湮滅放射線的發生位置，根據其多個數據的集合作為投影數據來重建PET圖像(步驟S105)。重建后的PET圖像顯示于顯示部22。如上述那樣，本實施例I所涉及的PET裝置100具有PET檢測器14、PET檢測器15、計數信息收集部16、能量值加法部25、同時計數信息生成部26、圖像重建部27。PET檢測器14環狀地形成，并檢測從被投放給被檢體P的正電子發射核素發射出的Y射線。PET檢測器15環狀地形成，被設置在PET檢測器14的外周側，并檢測通過了 PET檢測器14的Y射線。計數信息收集部16將由PET檢測器14檢測到的Y射線的檢測位置、能量值以及檢測時間作為第I計數信息進行收集，并將由PET檢測器15檢測到的Y射線的檢測位置、能量值以及檢測時間作為第2計數信息進行收集。能量值加法部25根據第I計數信息所包含的檢測時間與第2計數信息所包含的檢測時間，對第I計數信息所包含的能量值加上第2計數信息所包含的能量值，來生成校正計數信息。同時計數信息生成部26根據通過能量值加法部25生成的校正計數信息，將大致同時檢測到從正電子發射核素發射出的Y射線的校正計數信息的組合作為同時計數信息來生成。在此所使用的時間信息是PET檢測器14的時間信息。圖像重建部27將通過同時計數信息生成部26生成的同時計數信息作為投影數據，來重建PET圖像。S卩，在本實施例I中，通過內側的PET檢測器14來保證PET圖像的畫質，并通過外側的PET檢測器15來保證Y射線的檢測效率。從而，根據本實施例I，將能夠提高被攝像的PET圖像的畫質。 另外，在本實施例I中，針對以下情況進行了說明，即、通過能量值加法部25對第I計數信息所包含的能量值加上第2計數信息所包含的能量值，從而通過外側的PET檢測器15來補償未被內側的PET檢測器14檢測到的Y射線的能量值。然而，例如，也可以是首先通過PET檢測器15來檢測未被PET檢測器14檢測出而通過了的Y射線，之后，由PET檢測器15的閃爍體進行反射并由PET檢測器14來進行檢測。因此，例如，也可以通過內側的PET檢測器14來補償未被外側的PET檢測器15檢測到的Y射線的能量值。此時，能量值加法部25如在實施例I中所說明的那樣，檢索滿足針對內側的PET檢測器14的附近條件的PET檢測器15，來生成“以內側的PET檢測器14為基準的校正計數信息”(參照圖5)。另外，能量值加法部25進一步檢索滿足針對外側的PET檢測器15的附近條件的PET檢測器14，生成“以外側的PET檢測器15為基準的校正計數信息”。在此，針對PET檢測器15的附近條件例如是位于緊挨檢測到閃爍光的PET檢測器15的閃爍體的內側的PET檢測器14的閃爍體的兩側各有兩個，共計5個閃爍體。此時，能量值加法部25，例如參照圖3所示的第I計數信息與圖4所示的第2計數信息，來檢索檢測時間(T)的差是“時間窗口寬度600pSec”以內的第I計數信息與第2計數信息的組合、且滿足針對PET檢測器15的附近條件的組合。
并且，能量值加法部25對通過檢索得到的每個組合，通過對第2計數信息所包含的能量值加上第I計數信息所包含的能量值，來生成校正計數信息。此時，能量值加法部25根據相加后的校正計數信息，將校正計數信息所包含的能量值與從正電子發射核素發射出的Y射線的能量值進行比較，作為選擇數據只剩下能量值的差在規定值以內的校正計數信息。之后，能量值加法部25將這樣提取出的校正計數信息作為“以外側的PET檢測器15為基準的校正計數信息”保存于數據存儲部28。圖8是表示通過本實施例I所涉及的能量值加法部25生成的校正計數信息的另一例子的圖。如圖8所示，例如，能量值加法部25根據第2計數信息“P :P241、E :E241、T :T241”與第I計數信息“P :P161、E :E161、T :T161”的組合，作為校正計數信息生成“P P241、E :E241+E161、T :T241”。同樣地，作為校正計數信息，例如，能量值加法部25還生成“P :P251、E :E251+E181、T :T251”、“P :P261、E :E261+E191、T :T261” 等。這樣，能量值加法部25通過對第2計數信息所包含的能量值加上第I計數信息所包含的能量值，從而將通過PET檢測器14檢測到的Y射線的能量值加上通過PET檢測器15檢測到的Y射線的能量值。由此，通過PET檢測器14能夠補償未被PET檢測器15檢測到的、射線的能量值。另外，在本實施例I中，針對以下情況進行說明，即、能量值加法部25將第I計數信息的能量值與第2計數信息的能量值相加而得到的校正計數信息的能量值和從正電子發射核素發射出的Y射線的能量值進行比較，提取出能量的差在規定值以內的校正計數信息。然而，例如，也可能存在只有第I計數信息的能量值或者第2計數信息的能量值的一方，與從正電子發射核素發射出的Y射線的能量值之差在規定值以內的情況。在這樣的情況下，例如，能量值加法部25也可以只使用第I計數信息的能量值或者第2計數信息的能量值的一方，來生成校正計數信息。圖9以及10是表示通過本實施例I所涉及的能量值加法部25生成的校正計數信息的另一個例子的圖。如圖9所示，例如，生成“以內側的PET檢測器14為基準的校正計數信息”時，在圖3所示的第I計數信息“P :P112、E :E112、T :T112”中，在E112的能量值與從正電子發射核素發射出的Y射線的能量值之差在規定值以內的情況下，能量值加法部25只使用E112的能量值，生成“P :P112、E :E112、T :T112”作為校正信息。同樣地，例如，在圖3所示的第I計數信息“P :P131、E :E131、T :T131”中，在E132的能量值與從正電子發射核素發射出的Y射線的能量值之差在規定值以內的情況下，能量值加法部25只使用E132的能量值，生成“P :P131、E :E131、T :T131”作為校正信息。另外，如圖10所示，例如，當生成“以外側的PET檢測器15為基準的校正計數信息”時，在第2計數信息“P :P242、E :E242、T :T242”中，在E242的能量值與從正電子發射核素發射出的Y射線的能量值之差在規定值以內的情況下，能量值加法部25只使用E242的能量值，生成“P :P242、E :E242、T :T242”作為校正信息。同樣地，例如，在第2計數信息“P :P252、E :E252、T :T252”中，在E252的能量值與從正電子發射核素發射出的、射線的能量值之差在規定值以內的情況下，能量值加法部25只使用E252的能量值，生成“P :P252、E :E252、T :T252”作為校正信息。另外，如在此說明的那樣，當能量值加法部25分別生成“以內側的PET檢測器14為基準的校正計數信息”和“以外側的PET檢測器15為基準的校正計數信息”時，同時計數·信息生成部26參照“以內側的PET檢測器14為基準的校正計數信息”或者“以外側的PET檢測器15為基準的校正計數信息”的某一個，來檢索檢測時間(T)在規定時間窗口寬度以內、且能量值(E)都在規定的能量窗口寬度以內的校正計數信息的組合，生成同時計數信息。或者，能量值加法部25也可以參照“以內側的PET檢測器14為基準的同時計數信息”以及“以外側的PET檢測器15為基準的校正計數信息”雙方，來生成同時計數信息。實施例2接著，作為實施例2，說明PET-MRI裝置的實施例。圖11是表示本實施例2所涉及的PET-MRI裝置200的結構的圖。如圖11所示，該PET-MRI裝置200具有靜磁場磁鐵31、床32、傾斜磁場線圈(coiI)33、傾斜磁場線圈驅動電路34、發送用高頻線圈35、發送部36、接收用高頻線圈37、接收部38、MR數據收集部39、PET檢測器用電源40、PET檢測器41 44、計數信息收集部45、計算機46以及序列控制器47。靜磁場磁鐵31使大致圓筒狀的膛內產生靜磁場。在此，膛作為收容靜磁場磁鐵31、傾斜磁場線圈33等的大致圓筒狀的臺架的內壁被形成。床32具有載置被檢體P的頂板32a。該床32在攝像時，通過將頂板32a向膛內移動，從而將被檢體P移動到靜磁場內。傾斜磁場線圈33對于被檢體P，施加磁場強度在X、Y、Z方向線性地變化的傾斜磁場Gx、Gy、Gz。該傾斜磁場線圈33大致圓筒狀地形成,被配置在靜磁場磁鐵31的內周側。傾斜磁場線圈驅動電路34在基于序列控制器47的控制下，驅動傾斜磁場線圈33。發送用高頻線圈35根據從發送部36發送的高頻脈沖，對置于靜磁場內的被檢體P施加高頻磁場。該發送用高頻線圈35大致圓筒狀地形成，被配置在傾斜磁場線圈33的內周側。發送部36在基于序列控制器47的控制下，對發送用高頻線圈35發送高頻脈沖。接收用高頻線圈37檢測通過施加高頻磁場以及傾斜磁場而從被檢體P發出的磁共振信號。例如，接收用高頻線圈37是根據攝像對象的部位而配置在被檢體P的表面的表面線圈。例如，當對被檢體P的身體部分進行攝像時，在被檢體的上部以及下部配置2個接收用高頻線圈37。接收部38在基于序列控制器47的控制下，接收通過接收用高頻線圈37檢測到的磁共振信號。并且，接收部38將接收到的磁共振信號發送至MR數據收集部39。MR數據收集部39在基于序列控制器47的控制下，收集從接收部38發送出的磁共振信號。并且，MR數據收集部39將收集到的磁共振信號放大以及檢波之后，進行A/D轉換，并發送至計算機46。PET檢測器用電源40例如將用于驅動光電倍增管等光檢測器的電力供給至PET檢測器41 44。PET檢測器41 44將從被投放給被檢體P的正電子發射核素發射出的Y射線作為計數信息來進行檢測。這些PET檢測器41 44環狀地形成，并被配置在發送用高頻線圈35的內周側。例如，PET檢測器41 44通過環狀地配置多個具有閃爍體與光檢測器的檢測器模塊來形成。在此，閃爍體例如是LYSO、LSO、LGSO等。另外，光檢測器例如是具有APD (Avalanche Photodiode,雪崩光電二極管)兀件的 SiPM(Silicon Photomultiplier,娃光電倍增管)等半導體檢測器。并且，PET檢測器41 44將檢測到的計數信息發送至計數信息收集部45。在此，針對PET檢測器41 44的配置詳細地進行說明。圖12是表示本實施例2所涉及的PET檢測器41 44的配置的圖。另外，圖12所示的點48表示靜磁場的磁場中心。另外，在圖12中，針對發送用高頻線圈35省略圖示。
如圖12所示，PET檢測器41 44將在各個膛49的軸方向上排列的檢測器模塊沿著與膛49同軸的圓筒面稠密地配設而形成，并被配置在膛49內。在此，PET檢測器42被設置在PET檢測器41的外周側。該PET檢測器42檢測通過了 PET檢測器41的Y射線。另夕卜，PET檢測器43以在與PET檢測器41之間隔著靜磁場的磁場中心的方式，沿著膛49的軸方向從PET檢測器41開始空出間隔地配置。另外，PET檢測器44被設置在PET檢測器43的外周側。該PET檢測器44檢測通過了 PET檢測器43的、射線。另外，各PET檢測器所具有的閃爍體的厚度以得到規定值以上的Y射線的檢測效率的方式，被形成為例如在LYSO等中厚度的合計為20mm以上。例如，在各PET檢測器所具有的LYSO閃爍體中，形成為厚度合計為22mm左右。此時，例如，PET檢測器41以及43所具有的閃爍體的厚度優選7mm 12mm左右。另外，PET檢測器42以及44所具有的閃爍體的厚度優選IOmm 15mm左右。但是，PET檢測器41以及43的閃爍體優選比PET檢測器42以及44的閃爍體薄。另外，如圖12所示，即使在本實施例2中，被配置在內側的PET檢測器41以及43所具有的閃爍體被形成為與被配置在外側的PET檢測器42以及44所具有的閃爍體相比，環的軸方向的寬度相同或變小。例如，如圖12所示，PET檢測器41以及43所具有的閃爍體分別形成為與PET檢測器42以及44所具有的閃爍體相比，環的軸方向的寬度變小，并形成為以圖I所示的角度觀察時的周方向的寬度也同樣變小。S卩，針對位于內側的PET檢測器41以及43，閃爍體的配置面密度變高，像素單位變細。另外，針對位于外側的PET檢測器42以及44，閃爍體的配置面密度變低，像素單位變粗。另外，PET檢測器41以及43所具有的閃爍體的材質與PET檢測器42以及44所具有的閃爍體的材質也可以相互不同。這樣，通過2重地配置PET檢測器，能夠提高Y射線的檢測概率。并且，針對內側的PET檢測器，通過使閃爍體變薄，且使寬度變小，并使像素單位變細，從而能夠提高PET圖像的畫質。另外，針對外側的PET檢測器，通過使像素單位變粗，從而能夠抑制PET檢測器的制造成本。返回到圖11的說明，計數信息收集部45在基于序列控制器47的控制下，將基于PET檢測器41 44各自的計數結果的信息作為計數信息進行收集。該計數信息收集部45與實施例I中的計數信息收集部16相同，將與用于唯一地確定檢測器模塊的“模塊ID”對應起來的““P :閃爍體編號”、“E :能量值”以及“T :檢測時間””作為計數信息進行收集。具體而言，計數信息收集部45將通過PET檢測器41檢測到的Y射線的檢測位置、能量值以及檢測時間作為第I計數信息進行收集。另外，計數信息收集部45將通過PET檢測器42檢測到的Y射線的檢測位置、能量值以及檢測時間作為第2計數信息進行收集。另外，計數信息收集部45將通過PET檢測器43檢測到的Y射線的檢測位置、能量值以及檢測時間作為第3計數信息進行收集。另外，計數信息收集部45將通過PET檢測器44檢測到的Y射線的檢測位置、能量值以及檢測時間作為第4計數信息進行收集。計算機46從操作者接受各種操作，并根據接受到的操作來控制PET-MRI裝置200整體。例如，計算機46根據從MR數據收集部39發出的磁共振信號來重建MR圖像。另外，計算機46根據通過計數信息收集部45收集到的計數信息，來重建PET圖像。序列控制器47通過根據攝像時所執行的各種攝像序列，來控制上述各部分，從而執行PET圖像以及MR圖像的攝像。另外，在此，針對I臺計算機46具有上述各部分的情況進行了說明。但是，例如，考慮計算機46的負荷，也可以多臺計算機分散地具有上述各部分。例如，也可以使用2臺計算機，一臺計算機具有與PET攝像相關的功能部,另一臺計算機具有與MR攝像相關的功能部。接著，針對圖11所示的計算機46詳細地進行說明。圖13是表示本實施例2所涉及的計算機46的結構的功能框圖。如圖13所示，計算機46具有輸入部46a、顯示部46b、計數信息存儲部46c、能量值加法部46d、同時計數信息生成部46e、PET圖像重建部46f、MR圖像重建部46g、數據存儲部46h、系統控制部46i。另外，計算機46所具有的各部分經由內部總線連接。輸入部46a具有PET-MFM裝置200的操作者用于輸入各種指示、各種設定的鼠標、鍵盤等，將從操作者接受到的指示、設定的信息轉送至系統控制部46i。例如，輸入部46a從操作者接受重建PET圖像時的重建條件、用于進行圖像校正的校正條件等。或者，輸入部46a接受與MR圖像的攝像相關的攝像條件等。顯示部46b是操作者參照的監視器，在基于系統控制部46i的控制下，顯示PET圖像、MR圖像，或顯示用于操作者經由輸入部46a接受各種指示、各種設定等的GUI(Graphical User Interface)。計數信息存儲部46c存儲通過計數信息收集部45收集到的每個檢測器模塊的第I計數信息、第2計數信息、第3計數信息以及第4計數信息。例如，作為根據基于PET檢測器41所具有的檢測器模塊的計數結果而收集到的第I計數信息，計數信息存儲部46c存儲與圖3所示的第I計數信息相同的信息。另外，例如，作為根據基于PET檢測器42所具有的檢測器模塊的計數結果而收集到的第2計數信息，計數信息存儲部46c存儲與圖3所示的第2計數信息相同的信息。并且，計數信息存儲部46c還存儲第3計數信息以及第4計數信息。圖14是表示通過本實施例2所涉及的計數信息存儲部46c存儲的第3計數信息的一個例子的圖。另外，圖15是表示通過本實施例2所涉及的計數信息存儲部46c存儲的第4計數信息的一個例子的圖。在圖14以及15中，“P”、“E”以及“T”分別表示“閃爍體編號”、“能量值”以及“檢、測時間”。例如，如圖14所示，作為根據基于PET檢測器43所具有的“模塊ID :D31”的檢測器模塊的計數結果而收集到的第3計數信息，計數信息存儲部46c存儲“P :P311、E :E311、T :T311”、“P :P312、E :E312、T :T312”等。另外，計數信息存儲部46c也同樣存儲根據基于PET檢測器43所具有的“模塊ID :D32”、“模塊ID :D33”等檢測器模塊的計數結果而收集到的第3計數信息。另外，例如，如圖15所示，作為根據基于PET檢測器44所具有的“模塊ID :D41”的檢測器模塊的計數結果而收集到的第4計數信息，計數信息存儲部46c存儲“P :P411、E E41UT :T411”或“P :P412、E :E412、T :T412”等。另外，計數信息存儲部46c也同樣存儲根據基于PET檢測器44所具有的“模塊ID :D42”或“模塊ID :D43”等檢測器模塊的計數結果而收集到的第4計數信息。返回到圖13的說明，能量值加法部46d根據存儲于計數信息存儲部46c的計數信息，來生成校正計數信息。該能量值加法部46d與實施例I中的能量值加法部25相同，根 據操作者經由輸入部46a輸入的重建條件所包含的時間窗口寬度，來生成校正計數信息。具體而言，能量值加法部46d將同一時間窗口內產生的第I計數信息所包含的能量值與第2計數信息所包含的能量值相加，來生成第I校正計數信息。另外，能量值加法部46d將同一時間窗口內產生的第3計數信息所包含的能量值與第4計數信息所包含的能量值相加，來生成第2校正計數信息。并且，能量值加法部46d將所生成的各校正計數信息保存于數據存儲部46h。具體而言，能量值加法部46d如上述那樣，檢索第I計數信息與第2計數信息的組合、且滿足上述附近條件的組合，并將能量值相加求得第I校正計數信息的能量值。另外，能量值加法部46d同樣地檢索第3計數信息與第4計數信息的組合、且滿足上述附近條件的組合，并將能量值相加來求得第2校正計數信息的能量值。接著，能量值加法部46d根據各自相加后的校正計數信息的能量值，與從正電子發射核素發射出的湮滅放射線的能量進行比較，只剩下規定能量差內所包含的校正計數信息作為選擇數據。圖16是表示通過本實施例2所涉及的能量值加法部46d生成的第I校正計數信息的一個例子的圖。如圖16所示，例如，能量值加法部46d根據圖3所示的第I計數信息“P PllUE :E111、T :T111” 與圖 4 所示的第 2 計數信息“P :P211、E :E211、T :T211” 的組合，作為第I校正計數信息生成“P =PllUE :E111+E211、T :T111”。同樣地，例如，作為第I校正計數信息，能量值加算都 46d 還生成“P :P112、E :E112+E212、T :112”、“P :P113、E :E113+E213、T :T113” 等。另外，例如，能量值加法部46d根據第I計數信息“P :P151、E :E151、T :T151”與第2計數信息“P :P221、E :E221、T :T221”的組合，作為第I校正計數信息生成“P P151,E E151+E221,T :T151”。同樣地，例如，作為第I校正計數信息，能量值加法部46d還生成“P P152、E :E152+E222、T :T152”、“P :P153、E :E153+E223、T :T153” 等。圖17是表示通過本實施例2所涉及的能量值加法部46d生成的第2校正計數信息的一個例子的圖。如圖17所示，例如，能量值加法部46d根據圖14所示的第3計數信息 “P :P311、E :E311、T :T311” 與圖 15 所示的第 4 計數信息 “P411、E :E411、T :T411” 的組合，作為第2校正計數信息生成“P :P311、E :E311+E411、T :T311”。同樣地，例如，作為第2校正計數信息，能量值加法部46d還生成“P :P312、E :E312+E412、T :T312”、“P :P313、E E313+E413、T :T313” 等。另外，例如，能量值加法部46d根據第3計數信息“P :P351、E :E351、T :T351”與第4計數信息“P421、E :E421、T :T421”的組合，作為第2校正計數信息生成“P :P351、E E351+E42UT :T351”。同樣地，例如，作為第2校正計數信息，能量值加法部46d還生成“P P352、E :E352+E422、T :T352”、“P :P353、E :E353+E423、T :T353” 等。這樣，能量值加法部46d通過將在同一時間窗口內產生的第I計數信息所包含的能量值與第2計數信息所包含的能量值相加，來將通過PET檢測器42檢測到的Y射線的能量值加到通過PET檢測器41檢測到的Y射線的能量值上。另外，能量值加法部46d通過對在同一時間窗口內產生的第3計數信息所包含的能量值加上第4計數信息所包含的能量值，從而，將通過PET檢測器43檢測到的Y射線的能量值加到通過PET檢測器44檢測
到的Y射線的能量值。由此，將能夠補償未被在PET檢測器41以及43中檢測到而通過了的、射線的能量值。返回到圖13的說明，同時計數信息生成部46e將大致同時檢測到、射線的校正計數信息或者計數信息的組合作為同時計數信息來生成。該同時計數信息生成部46e與實施例I中的同時計數信息生成部26同樣地，根據操作者經由輸入部21輸入的重建條件所包含的時間窗口寬度與該開始時間和能量窗口寬度，來生成同時計數信息。在此，同時計數信息生成部46e根據第I校正計數信息與第2校正計數信息，將大致同時檢測到從正電子發射核素發射出的Y射線的校正計數信息的組合作為同時計數信息來生成。另外，同時計數信息生成部46e針對作為同時計數信息而求出的校正計數信息，將大致同時檢測到Y射線的第I校正計數信息的第I計數信息與第2計數信息、第2校正計數信息的第3計數信息與第4計數信息作為同時計數信息來生成。另外，作為時間信息，同時計數信息生成部46e也將第I校正計數信息的計數信息與第2校正計數信息的計數信息的組合作為同時計數信息來生成。另外，同時計數信息生成部46e也能夠將第3計數信息與第4計數信息的一方和第I校正計數信息的組合、或者第I計數信息與第2計數信息的一方和第2校正計數信息的組合作為同時計數信息來生成。并且，同時計數信息生成部26將生成的同時計數信息作為被檢體P的投影數據(正弦圖數據)、或者列表模式數據，添加標記并保存于數據存儲部46h。另外，在生成同時計數信息時，組合了在第I校正計數信息與第2校正計數信息中任一方的2個計數信息、進而組合了 4個計數信息的情況下，同時計數信息生成部46e將表示是得到與進一步除去了成為噪音的數據相應的高分辨率的PET圖像的信息的高分辨率識別信息與同時計數信息相關聯起來保存于數據存儲部46h。另外，根據計算機46的處理能力、處理時間來決定選擇哪一組合。另外，當生成同時計數信息時，在該同時計數信息是與通過了 MR圖像的有效攝像區域內的Y射線相關的信息的情況下，同時計數信息生成部46e將表示是與能夠將MR圖像與PET圖像同時進行攝像的區域相關的信息的同時攝像識別信息與同時計數信息相關聯起來保存于數據存儲部46h。例如，當生成同時計數信息時，當該同時計數信息是組合了第I校正計數信息與第4計數信息的信息，或者是組合了第3校正計數信息與第2計數信息的信息的情況下，同時計數信息生成部46e將同時攝像識別信息與同時計數信息相關聯起來保存于數據存儲部 46h。另外，近年來，一種利用一對湮滅Y射線的檢測時間差，準確地確定發射出Y射線的位置的被稱為T0F(Time Of Flight)的技術為人們所知。因此，例如，當同時計數信息是組合了第I校正計數信息與第4計數信息的信息、或者是組合了第3校正計數信息與第2計數信息的信息時，同時計數信息生成部46e利用TOF等來確定發射出、射線的位置，當所確定的位置是PET檢測器41與PET檢測器43之間所夾著的區域內時，也可以使同時攝像識別信息與同時計數信息相關聯起來。圖18是表示通過本實施例2所涉及的同時計數信息生成部46e生成的同時計數信息的一個例子的圖。如圖18所示，例如，同時計數信息生成部46e將圖16所示的第I校正計數信息“P :P111、E :E111+E211、T :T111” 與 “P :P151、E :E151+E221、T :T151” 的組合作為同時計數信息來生成。另外,此時，同時計數信息生成部46e將高分辨率識別信息與所生 成的同時計數信息相關聯起來保存于數據存儲部46h。另外，例如，同時計數信息生成部46e將圖17所示的第2校正計數信息“P :P311、E :E311+E411、T :T311” 與 “P :P351、E :E351+E421、T :T351” 的組合作為同時計數信息來生成。另外,此時，同時計數信息生成部46e將高分辨率識別信息與所生成的同時計數信息相關聯起來保存于數據存儲部46h。另外，例如，同時計數信息生成部46e將圖16所示的第I校正計數信息“P :P152、E :E152+E222、T :T152” 與圖 17 所示的第 2 校正計數信息“P :P352、E :E352+E422、T :T352”的組合作為同時計數信息來生成。另外,此時，同時計數信息生成部46e將高分辨率識別信息以及同時攝像識別信息與所生成的同時計數信息相關聯起來保存于數據存儲部46h。另外，例如，同時計數信息生成部46e將圖16所示的第I校正計數信息“P :P112、E :E112+E212、T :T112” 與圖 15 所示的第 4 計數信息 “P :P412、E :E412、T :T412” 的組合作為同時計數信息來生成。另外，此時，同時計數信息生成部46e將同時攝像識別信息與所生成的同時計數信息相關聯起來保存于數據存儲部46h。另外，例如，同時計數信息生成部46e將圖17所示的第2校正計數信息“P :P312、E :E312+E412、T :T312” 與圖 4 所示的第 2 計數信息 “P :P212、E :E212、T :T212” 的組合，作為同時計數信息來生成。另外，此時，同時計數信息生成部46e將同時攝像識別信息與所生成的同時計數信息相關聯起來保存于數據存儲部46h。另外，在圖18中，示出了將同時計數信息、高分辨率識別信息、以及同時攝像識別信息分別對應起來設為I個信息時的例子，但各個信息也可以相互關聯地存儲于不同的表格中。返回到圖13的說明，PET圖像重建部46f通過將同時計數信息生成部46e所生成的同時計數信息作為投影數據從數據存儲部46h中讀出，并將讀出的投影數據進行逆投影處理，從而重建PET圖像。另外，PET圖像重建部46f將重建后的PET圖像保存于數據存儲部 46h。圖19是表示通過本實施例2所涉及的PET圖像重建部46f重建的PET圖像的攝像區域的圖。如圖19所示，在PET-MRI裝置200中，由PET檢測器41的內周面所包圍的區域50、與由PET檢測器43的內周面所包圍的區域51分別是只與PET圖像相關的有效攝像區域。在此，與有效攝像區域50相關的PET圖像例如根據圖18所示的同時計數信息“P PllUE :E111+E211、T =TllUP :P121、E :E121+E221、T :T121”來重建。另外，與有效攝像區域50相關的PET圖像例如根據圖18所示的同時計數信息“P :P311、E :E311+E411、T :T311、P :P321、E :E321+E421、T :T321” 來重建。針對該有效攝像區域50以及51，通過PET檢測器41以及43以細小的像素單位來檢測Y射線，且通過PET檢測器42以及43來補償未被PET檢測器41以及43檢測到的Y射線。從而，能夠針對有效攝像區域50以及51，得到高分辨率的PET圖像即空間分辨率高、定量性高的PET圖像。另外，如圖19所示，形成于連結PET檢測器41的內周面與PET檢測器43的內周面的空間的中央部、且內部包含磁場中心48的區域52是能夠同時將PET圖像以及MR圖像進行攝像的有效攝像區域。與該PET圖像以及MR圖像相關的有效攝像區域52是將圓錐的 底面粘貼起來的形狀。在此，與有效攝像區域52相關的PET圖像例如根據圖18所示的同時計數信息“P P122、E :E122+E222、T :T122、P :P322、E :E322+E422、T :T322” 來重建。針對該有效攝像區域52，也通過PET檢測器41以及43以細小的像素單位來檢測Y射線，且通過PET檢測器42以及44來補償未被PET檢測器41以及43檢測到的、射線。由此，針對有效攝像區域52，也能夠得到空間分辨率高、定量性高的PET圖像。另外，如圖19所示，針對位于與PET圖像以及MR圖像相關的有效攝像區域52的周邊的區域53，也是能夠同時將PET圖像以及MR圖像進行攝像的有效攝像區域。該有效攝像區域53是根據被配置在PET檢測器41的磁場中心48側端部的閃爍體與被配置在PET檢測器44的膛49開口部側端部的閃爍體的組、或者被配置在PET檢測器43的磁場中心48側端部的閃爍體與被配置在PET檢測器42的膛49開口部側端部的閃爍體的組，大致同時檢測到Y射線的區域。在此，與有效攝像區域53相關的PET圖像例如根據圖18所示的同時計數信息“P P112、E :E112+E212、T :T112、P :P412、E :E412、T :T412”、或者 “P :P312、E :E312+E412、T T312、P :P212、E :E212、T :T212”來重建。針對該有效攝像區域53，與內側的PET檢測器相比，檢測到Y射線的PET檢測器中的一方是像素單位粗的外側的PET檢測器。從而，雖然空間分辨率比有效攝像區域50 52低，但關于有效攝像區域53也能得到PET圖像。由此，能夠擴大能夠大致同時將PET圖像以及MR圖像進行攝像的區域。返回到圖13的說明，MR圖像重建部46g根據通過MR數據收集部39收集到的磁共振信號來重建MR圖像。例如，MR圖像重建部46g將通過MR數據收集部39收集到的磁共振信號配置在k空間來生成k空間數據。并且，MR圖像重建部46g通過對于所生成的k空間數據實施后級處理，即實施傅里葉轉換等重建處理，從而生成表示被檢體P的體內的MR圖像。數據存儲部46h存儲各種信息、各種程序等。例如，數據存儲部46h存儲通過能量值加法部46d生成的各校正計數信息。另外，數據存儲部46h存儲通過同時計數信息生成部26生成的同時計數信息、高分辨率識別信息以及同時攝像識別信息。另外，數據存儲部46h存儲通過PET圖像重建部46f重建的PET圖像、通過MR圖像重建部46g重建的MR圖像。系統控制部46i根據來自操作者的指示，通過控制PET-MRI裝置200所具有的各部分的動作，來進行PET-MRI裝置200的整體控制。例如，系統控制部46i接受重建PET圖像時的重建條件、用于進行圖像校正的校正條件、以及與MR圖像的攝像相關的攝像條件等。并且，系統控制部46i根據接受到的各種條件，來控制序列控制器47。另外，系統控制部46i進行控制以將數據存儲部46h所存儲的PET圖像、MR圖像顯示于顯示部466。接著，針對基于本實施例2所涉及的PET-MRI裝置200的PET圖像的攝像流程進行說明。圖20是表示基于本實施例2所涉及的PET-MRI裝置200的PET圖像的攝像流程的流程圖。如圖20所示，PET-MRI裝置200將被檢體P移動至膛內之后，如果經由輸入部46a從操作者接受PET圖像的攝像開始指示(步驟S201，是)，則執行以下的處理。 首先，計數信息收集部45將通過PET檢測器41 44檢測到的Y射線的檢測位置、能量值以及檢測時間作為第I 第4計數信息進行收集(步驟S202)。接著，能量值加法部46d根據第I計數信息所包含的檢測時間與第2計數信息所包含的檢測時間，對第I計數信息所包含的能量值加上第2計數信息所包含的能量值，來生成第I校正計數信息(步驟S203)。另外，能量值加法部46d根據第3計數信息所包含的檢測時間與第3計數信息所包含的檢測時間，對第3計數信息所包含的能量值加上第4計數信息所包含的能量值，來生成第2校正計數信息(步驟S204)。接著，同時計數信息生成部46e將大致同時檢測到Y射線的第I校正計數信息的組合、第2校正計數信息的組合、第I校正計數信息與第2校正計數信息的組合、第I校正計數信息與第4計數信息的組合、以及第3校正計數信息與第2計數信息的組合作為同時計數信息來生成(步驟S205)。在此使用的時間信息是所使用的PET檢測器41或者43的時間信息。并且，PET圖像重建部46f將通過同時計數信息生成部46e生成的同時計數信息作為投影數據來重建PET圖像(步驟S206)。被攝像到的PET圖像例如顯示于計算機46所具有的顯示部。接著，針對基于本實施例2所涉及的PET-MRI裝置200的MR圖像的攝像流程進行說明。圖21是表示基于本實施例2所涉及的PET-MRI裝置200的MR圖像的攝像流程的流程圖。如圖21所示，PET-MRI裝置200在將被檢體P移動至膛內之后，如果經由輸入部46a從操作者接受PET圖像的攝像開始指示(步驟S301，是)，則執行以下的處理。首先，序列控制器47通過控制傾斜磁場線圈33、發送部36、接收部38以及MR數據收集部39，來執行通過操作者設定的攝像序列，并收集磁共振信號(步驟S302)。并且，計算機46根據所收集到的磁共振信號來重建MR圖像(步驟S303)。被攝像到的MR圖像例如顯示于計算機46所具有的顯示部。另外，圖20所示的PET圖像的攝像與圖21所示的MR圖像的攝像既可以分別單獨地執行，也可以并行地執行。如上述那樣，本實施例2所涉及的PET-MRI裝置200具有靜磁場磁鐵31、接收用高頻線圈37、MR圖像重建部46g、PET檢測器41 44、計數信息收集部45、能量值加法部46d、同時計數信息生成部46e、PET圖像重建部46f。靜磁場磁鐵31使圓筒狀的膛內產生靜磁場。接收用高頻線圈37通過對置于靜磁場內的被檢體P施加高頻脈沖以及傾斜磁場，來檢測從被檢體發出的磁共振信號。MR圖像重建部46g根據通過接收用高頻線圈37檢測到的磁共振信號來重建MR圖像。PET檢測器41以及43檢測從被投放給被檢體P的正電子發射核素發射出的Y射線。PET檢測器42以及44被設置在PET檢測器41以及43的外周側，檢測通過了 PET檢測器41以及43的Y射線。計數信息收集部45將通過PET檢測器41以及43檢測到的Y射線的檢測位置、能量值以及檢測時間作為第I計數信息進行收集，并將通過PET檢測器42以及44檢測到的Y射線的檢測位置、能量值以及檢測時間作為第2計數信息進行收集。計數信息收集部45根據第I計數信息所包含的檢測時間與第2計數信息所包含的檢測時間，來對第I計數信息所包含的能量值加上第2計數信息所包含的能量值,來生成校正計數信息。同時計數信息生成部46e根據通過能量值加法部46d生成的校正計數信息，將大致同時檢測到從正電子發射核素發射出的Y射線的校正計數信息的組合作為同時計數信息來生成。PET圖像重建部46f將通過同時計數信息生成部46e生成的同時計數信息作為投影數據來重建PET圖像。S卩，在本實施例2中，通過內側的PET檢測器41以及43來保證PET圖像的空間分辨率，通過外側的PET檢測器42以及44來保證、射線的檢測效率。因此，根據本實施例2，將能夠提高被攝像的PET圖像的空間分辨率、定量·性。另外，在本實施例2中，PET檢測器41以及PET檢測器43以在之間夾著靜磁場的磁場中心的方式，沿著膛的軸方向空出間隔地配置。另外，計數信息收集部45將通過PET檢測器43檢測到的Y射線的檢測位置、能量值以及檢測時間作為第3計數信息進行收集，并將通過PET檢測器44檢測到的Y射線的檢測位置、能量值以及檢測時間作為第4計數信息進行收集。另外，能量值加法部46d對第I計數信息所包含的能量值加上第2計數信息所包含的能量值，來生成第I校正計數信息，并對第3計數信息所包含的能量值加上第4計數信息所包含的能量值，來生成第2校正計數信息。另外，同時計數信息生成部46e根據第I校正計數信息以及第2校正計數信息，來分別將大致同時檢測到Y射線的第I校正計數信息的組合、大致同時檢測到Y射線的第2校正計數信息的組合、大致同時檢測到Y射線的第I校正計數信息與第2校正計數信息的組合，作為同時計數信息來生成。從而，根據本實施例2，避開成為MR圖像的攝像有效區域的磁場中心的周邊，來配置PET檢測器41以及43。因此，根據本實施例2，能夠抑制由PET檢測器的影響導致的MR圖像的畫質劣化。另外，在本實施例2中，計數信息收集部45將通過PET檢測器42檢測到的Y射線的檢測位置作為第2計數信息進一步進行收集，并將通過PET檢測器44檢測到的Y射線的檢測位置作為第4計數信息進一步進行收集。另外，同時計數信息生成部46e將大致同時檢測到Y射線的第I校正計數信息與第4計數信息的組合、以及大致同時檢測到Y射線的第3校正計數信息與第2計數信息的組合作為同時計數信息來進一步生成。因而，根據本實施例2，能夠在更廣的區域內，同時對PET圖像以及MR圖像進行攝像。另外，在本實施例2中，當生成同時計數信息時，在該同時計數信息是與通過了 MR圖像的有效攝像區域內的、射線相關的信息的情況下，同時計數信息生成部46e將表示是與能夠同時對MR圖像與PET圖像進行攝像的區域相關的信息的同時攝像識別信息與其同時計數信息對應起來保存于數據存儲部46h。因而，根據本實施例2，將能夠容易地判別同時計數信息是否是與MR圖像的有效攝像區域內相關的信息。由此，例如，能夠對于解譯醫生等報知是將臨床用的PET圖像與MR圖像同時進行攝影，還者將臨床用的MR圖像與PET圖像同時進行攝影。另外，在本實施例2中，對以下情況進行了說明，即、針對能量值加法部46d通過對第I計數信息所包含的能量值加上第2計數信息所包含的能量值，對第3計數信息所包含的能量值加上第4計數信息所包含的能量值，從而，通過外側的PET檢測器42以及44補償未被內側的PET檢測器41以及43檢測到的Y射線的能量值的情況。
然而，如在實施例I中說明的那樣，例如，也可以通過內側的PET檢測器41以及43來補償未被外側的PET檢測器42以及44檢測到的Y射線的能量值。此時，能量值加法部46d與實施例I同樣地，檢索滿足針對內側的PET檢測器41的附近條件的PET檢測器42，生成“以內側的PET檢測器41為基準的第I校正計數信息”。另外，能量值加法部25檢索滿足針對外側的PET檢測器42的附近條件的PET檢測器41，生成“以外側的PET檢測器42為基準的第I校正計數信息”(參照圖8)。另外，同樣地，能量值加法部46d生成“以內側的PET檢測器43為基準的第2校正計數信息”以及“以外側的PET檢測器44為基準的第2校正計數信息”。在此，例如，當只在第I計數信息的能量值或者第2計數信息的能量值的一方中，與從正電子發射核素發射出的Y射線的能量值的差在規定值以內時，能量值加法部46d也可以只使用第I計數信息的能量值或者第2計數信息的能量值的一方，來生成第I校正計數信息(參照圖9、圖10)。同樣地，當只在第3計數信息的能量值或者第4計數信息的能量值的一方中，與從正電子發射核素發射出的Y射線的能量值的差在規定值以內時，能量值加法部46d也可以只使用第3計數信息的能量值或者第4計數信息的能量值的一方，來生成第2校正計數信息。另外，如在此所說明的那樣，當能量值加法部46d分別生成“以內側的PET檢測器41為基準的第I校正計數信息”、“以外側的PET檢測器42為基準的第I校正計數信息”、“以內側的PET檢測器43為基準的第2校正計數信息”以及“以外側的PET檢測器44為基準的第2校正計數信息”時，同時計數信息生成部46e既可以使用“以內側的PET檢測器41為基準的第I校正計數信息”以及“以內側的PET檢測器43為基準的第2校正計數信息”來生成同時計數信息，也可以使用“以外側的PET檢測器42為基準的第I校正計數信息”以及“以外側的PET檢測器44為基準的第2校正計數信息”來生成同時計數信息。另外，能量值加法部46e也可以參照所有的校正計數信息，來生成同時計數信息。實施例3接著，針對實施例3進行說明。在實施例3中，針對在通過上述實施例2進行了說明的PET-MRI裝置200中，一邊使載置有被檢體P的頂板32a在膛49內的軸方向分階段地移動，一邊重復攝像的情況進行說明。這樣的攝像法被稱為靜態調強。圖22是用于說明本實施例3所涉及的靜態調強的圖。在本實施例3所涉及的靜態調強中，床32通過使頂板32a移動，來沿著膛49的軸方向移動被檢體P。另外，計算機46控制床32，以使得按照PET檢測器43的大致中心位置、夾在PET檢測器41與PET檢測器43之間的區域的大致中心位置、PET檢測器41的大致中心位置的順序使被檢體P的攝像部位分階段地移動。
由此，如圖22所示，安裝于被檢體P的攝像位置的接收用高頻線圈37分階段地移動。具體而言，接收用高頻線圈37在膛49的軸方向，分階段地移動PET檢測器41的中心與PET檢測器41的中心的間隔的一半的距離d。其結果，攝像部位在膛49的軸方向，依次移動到只能對PET圖像進行攝像的范圍55、能夠同時對MRI圖像以及PET圖像進行攝像的范圍56、以及只能對PET圖像進行攝像的范圍54。并且，例如，當攝像部位移動到PET檢測器41的大致中心位置、或者PET檢測器43的大致中心位置時，計算機46控制PET-MRI裝置200以使得對PET圖像進行攝像。另外，當攝像部位移動到夾在PET檢測器41與PET檢測器43之間的區域的大致中心位置時，計算機46控制PET-MRI裝置200將PET圖像以及MR圖像的雙方或者一方進行攝像。由此，能夠一邊使攝像部位分階段地移動，一邊依次將PET圖像、以及MR圖像與PET圖像的雙方或者一方進行攝像。另外，在上述實施例I 3中，針對不僅對于通過內側的PET檢測器檢測到的Y射線，還對于通過外側的PET檢測器檢測到的Y射線，收集檢測位置的情況進行了說明。但是，例如，針對外側的PET檢測器，也可以不收集Y射線的檢測位置。此時，由于不需要在膛的軸方向配置多個閃爍體，因此能夠進一步降低PET檢測器的成本。另外，在上述實施例I 3中，針對2重地配置PET檢測器的情況進行了說明。但是，PET裝置、PET-MRI裝置以及圖像處理方法的實施方式并不限定于此。例如，也可以3重以上地配置PET檢測器。即，在外側的PET檢測器的外側，進一步配置PET檢測器。由此，能夠更加高精度地補償未被內側的PET檢測器檢測到的Y射線。另外，在上述實施例2以及3中，針對配置了 2組的被2重地配置的PET檢測器的組的情況進行了說明。但是，PET-MRI裝置的實施方式并不限定于此。例如，也可以沿著膛的軸方向配置3組以上的被2重地配置的PET檢測器的組。即，即使在配置了 3組以上的PET檢測器13a以及13b的情況下，在夾在各PET檢測器之間的區域中，能夠同時對PET圖像與MR圖像進行攝像。另外，在上述實施例I中，針對配置了 I組的被2重地配置的PET檢測器的組的情況進行了說明。但是，PET裝置的實施方式并不限定于此。例如，與在上述實施例2以及3中所說明的PET-MRI裝置200同樣地，也可以配置多組的被2重地配置的PET檢測器的組。此時，例如，實施例I所涉及的PET裝置100還具備環狀的第3PET檢測器，其沿著PET檢測器14的軸方向從PET檢測器14開始空出間隔地配置，并檢測從被投放給被檢體P的正電子發射核素發射出的Y射線。另外，PET裝置100還具備環狀的第4PET檢測器，其被設置在第3PET檢測器的外周側，并檢測通過了第3PET檢測器的Y射線。并且，計數信息收集部16與在實施例2中說明了的計數信息收集部45同樣地，收集通過各PET檢測器檢測到的Y射線的檢測位置、能量值以及檢測時間。另外，能量值加法部46d與在實施例2中說明的能量值加法部25同樣地，對通過內側的PET檢測器檢測到的能量值加上通過外側的PET檢測器檢測到的能量值，來生成校正計數信息。另外，同時計數信息生成部46e與在實施例2中說明了的同時計數信息生成部26同樣地，將大致同時檢測到Y射線的校正計數信息以及計數信息的組合作為同時計數信息來生成。如上述那樣，根據實施例I 3，能夠實現一種能夠提高被攝像的PET圖像的畫質的PET裝置、PET-MRI裝置以及圖像處理方法。、
雖然說明了本發明的幾個實施方式，但這些實施方式是作為例子而提示的，并不 意圖限定本發明的范圍。這些實施方式能夠以其他的各種形態進行實施，在不脫離發明的要旨的范圍內，能夠進行各種的省略、置換、變更。這些實施方式或其變形與包含于發明的范圍或要旨中一樣，是包含于權利要求書記載的發明及其均等的范圍中的方式。
權利要求
1.一種PET裝置，其特征在于，具備 環狀的第I檢測部，具有多個第I閃爍體，該第I檢測部檢測從被投放給被檢體的正電子發射核素發射出的Y射線； 環狀的第2檢測部，被設置在上述第I檢測部的外周側，并具有以比上述第I檢測部所具有的上述多個第I閃爍體低的配置面密度進行配置的多個第2閃爍體，該第2檢測部檢測通過了上述第I檢測部的Y射線； 計數信息收集部，將由上述第I檢測部檢測到的Y射線的檢測位置、能量值以及檢測時間作為第I計數信息進行收集，并將由上述第2檢測部檢測到的Y射線的檢測位置、能量值以及檢測時間作為第2計數信息進行收集； 能量值加法部，根據上述第I計數信息所包含的檢測時間和上述第2計數信息所包含的檢測時間，對上述第I計數信息所包含的能量值加上上述第2計數信息所包含的能量值，來生成校正計數信息； 同時計數信息生成部，根據由上述能量值加法部生成的校正計數信息，將大致同時檢測到從上述正電子發射核素發射出的Y射線的校正計數信息的組合，作為同時計數信息來生成；以及 圖像重建部，根據由上述同時計數信息生成部生成的同時計數信息來重建PET圖像。
2.根據權利要求I所述的PET裝置，其特征在于， 上述第I閃爍體形成得比上述第2閃爍體薄。
3.根據權利要求I或2所述的PET裝置，其特征在于，還具備 環狀的第3檢測部，沿著上述第I檢測部的軸方向距上述第I檢測部空出間隔地被配置，該第3檢測部檢測從被投放給上述被檢體的正電子發射核素所發射出的Y射線； 環狀的第4檢測部，被設置在上述第3檢測部的外周側，該第4檢測部檢測通過了上述第3檢測部的Y射線， 上述計數信息收集部將由上述第3檢測部檢測到的Y射線的檢測位置、能量值以及檢測時間作為第3計數信息進行收集，并將由上述第4檢測部檢測到的Y射線的檢測位置、能量值以及檢測時間作為第4計數信息進行收集， 上述能量值加法部對上述第I計數信息所包含的能量值加上上述第2計數信息所包含的能量值來生成第I校正計數信息，并對上述第3計數信息所包含的能量值加上上述第4計數信息所包含的能量值來生成第2校正計數信息， 上述同時計數信息生成部根據上述第I校正計數信息以及上述第2校正計數信息，分別將大致同時檢測到上述Y射線的上述第I校正計數信息的組合、大致同時檢測到上述Y射線的上述第2校正計數信息的組合、大致同時檢測到上述Y射線的上述第I校正計數信息與上述第2校正計數信息的組合，作為同時計數信息來生成。
4.根據權利要求I或2所述的PET裝置，其特征在于， 上述能量值加法部對生成的校正計數信息所包含的能量值與從正電子發射核素發射出的Y射線的能量值進行比較，選擇能量值的差在規定值以內的校正計數信息， 上述同時計數信息生成部根據由上述能量值加法部選擇出的校正計數信息，作為上述同時計數信息來生成。
5.一種PET-MRI裝置，其特征在于，具備靜磁場磁鐵，使圓筒狀的膛內產生靜磁場； 高頻線圈,檢測通過對置于靜磁場內的被檢體施加高頻脈沖以及傾斜磁場從而從該被檢體發出的磁共振信號； MR圖像重建部，根據由上述高頻線圈檢測到的磁共振信號，來重建MR圖像； 環狀的第I檢測部，具有多個第I閃爍體，該第I檢測部檢測從被投放給被檢體的正電子發射核素發射出的Y射線； 環狀的第2檢測部，被設置在上述第I檢測部的外周側，具有以比上述第I檢測部所具有的上述多個第I閃爍體低的配置面密度進行配置的多個第2閃爍體，該第2檢測部檢測通過了上述第I檢測部的Y射線； 計數信息收集部，將由上述第I檢測部檢測到的Y射線的檢測位置、能量值以及檢測時間作為第I計數信息進行收集，將由上述第2檢測部檢測到的Y射線的檢測位置、能量值以及檢測時間作為第2計數信息進行收集； 能量值加法部，根據上述第I計數信息所包含的檢測時間和上述第2計數信息所包含的檢測時間，對上述第I計數信息所包含的能量值加上上述第2計數信息所包含的能量值來生成校正計數信息； 同時計數信息生成部，根據由上述能量值加法部生成的校正計數信息，將大致同時檢測到從上述正電子發射核素發射出的Y射線的校正計數信息的組合作為同時計數信息來生成；以及 PET圖像重建部，根據由上述同時計數信息生成部生成的同時計數信息來重建PET圖像。
6.根據權利要求5所述的PET-MRI裝置，其特征在于， 上述第I閃爍體形成得比上述第2閃爍體薄。
7.根據權利要求5或6所述的PET-MRI裝置，其特征在于，還具備 環狀的第3檢測部，以在與上述第I檢測部之間夾著上述靜磁場的磁場中心的方式，沿著上述膛的軸方向距上述第I檢測部空出間隔地被配置，該第3檢測部檢測從被投放給上述被檢體的正電子發射核素發射出的Y射線； 環狀的第4檢測部，被設置在上述第3檢測部的外周側，該第4檢測部檢測通過了上述第3檢測部的Y射線， 上述計數信息收集部將由上述第3檢測部檢測到的Y射線的檢測位置、能量值以及檢測時間作為第3計數信息進行收集，將由上述第4檢測部檢測到的Y射線的檢測位置、能量值以及檢測時間作為第4計數信息進行收集， 上述能量值加法部對上述第I計數信息所包含的能量值加上上述第2計數信息所包含的能量值來生成第I校正計數信息，并對上述第3計數信息所包含的能量值加上上述第4計數信息所包含的能量值來生成第2校正計數信息， 上述同時計數信息生成部根據上述第I校正計數信息以及上述第2校正計數信息，分別將大致同時檢測到上述Y射線的上述第I校正計數信息的組合、大致同時檢測到上述Y射線的上述第2校正計數信息的組合、大致同時檢測到上述Y射線的上述第I校正計數信息與上述第2校正計數信息的組合，作為同時計數信息來生成。
8.根據權利要求7所述的PET-MRI裝置，其特征在于，上述計數信息收集部進一步將由上述第2檢測部檢測到的Y射線的檢測位置作為上述第2計數信息進行收集，進一步將由上述第4檢測部檢測到的Y射線的檢測位置作為上述第4計數信息來進行收集， 上述同時計數信息生成部進一步將大致同時檢測到上述Y射線的上述第I校正計數信息與上述第4計數信息的組合、以及大致同時檢測到上述Y射線的上述第3校正計數信息與上述第2計數信息的組合作為同時計數信息來生成。
9.根據權利要求5或6所述的PET-MRI裝置，其特征在于， 當上述同時計數信息生成部生成上述同時計數信息時，在該同時計數信息是與通過了MR圖像的有效攝像區域內的Y射線相關的信息的情況下，將表示是與能夠將上述MR圖像和上述PET圖像同時進行攝像的區域相關的信息的情況的同時攝像識別信息，與該同時計數信息對應起來保存于存儲部。
10.根據權利要求7或8所述的PET-MRI裝置，其特征在于，還具備 移動部，沿著上述膛的軸方向移動上述被檢體； 控制部，至少控制上述移動部以使上述被檢體的攝像部位分階段地移動到上述第I檢測部或者上述第3檢測部中的某一方的大致中心、和夾在上述第I檢測器與上述第3檢測部之間的區域的大致中心位置，并控制成當上述攝像部位移動到上述第I檢測器或者上述第3檢測器的大致中心位置時，對上述PET圖像進行攝像，當上述攝像部位移動到夾在上述第I檢測器與上述第3檢測部之間的區域的大致中心位置時，對上述MR圖像以及上述PET圖像的雙方或者一方進行攝像。
11.根據權利要求5或6所述的PET-MRI裝置，其特征在于， 上述能量值加法部對生成的校正計數信息所包含的能量值與從正電子發射核素發射出的Y射線的能量值進行比較，選擇能量值的差在規定值以內的校正計數信息， 上述同時計數信息生成部根據由上述能量值加法部選擇出的校正計數信息，作為上述同時計數信息來生成。
12.—種圖像處理方法，其特征在于，包括 具有多個第I閃爍體的環狀的第I檢測部檢測從被投放給被檢體的正電子發射核素發射出的Y射線， 環狀的第2檢測部檢測通過了上述第I檢測部的Y射線，該第2檢測部被設置在上述第I檢測部的外周側，并具有以比上述第I檢測部所具有的上述多個第I閃爍體低的配置面密度進行配置的多個第2閃爍體， 將由上述第I檢測部檢測到的Y射線的檢測位置、能量值以及檢測時間作為第I計數信息進行收集，將由上述第2檢測部檢測到的Y射線的檢測位置、能量值以及檢測時間作為第2計數信息進行收集， 根據上述第I計數信息所包含的檢測時間與上述第2計數信息所包含的檢測時間，對上述第I計數信息所包含的能量值加上上述第2計數信息所包含的能量值來生成校正計數信息， 根據上述校正計數信息，將大致同時檢測到從上述正電子發射核素發射出的Y射線的校正計數信息的組合作為同時計數信息來生成， 根據上述同時計數信息來重建PET圖像。
全文摘要
在實施方式的PET裝置(100)中，第1檢測部(14)具有多個第1閃爍體，并檢測從被投放給被檢體的正電子發射核素發射出的γ射線。第2檢測部(15)被設置在第1檢測部(14)的外周側，具有以比第1閃爍體低的配置面密度來配置的多個第2閃爍體，并檢測通過了第1檢測部(14)的γ射線。計數信息收集部(16)將由第1檢測部(14)以及第2檢測部(15)檢測到的γ射線的檢測位置、能量值以及檢測時間分別作為第1計數信息以及第2計數信息來進行收集。能量值加法部(25)根據第1計數信息以及第2計數信息分別包含的檢測時間，將第1計數信息以及第2計數信息分別包含的能量值相加，來生成校正計數信息。
文檔編號G01T1/36GK102725657SQ201280000378
公開日2012年10月10日 申請日期2012年1月11日 優先權日2011年1月11日
發明者岡本和也, 小畠隆行, 山形仁, 山谷泰賀, 菅野巖, 高山卓三 申請人:東芝醫療系統株式會社, 獨立行政法人放射線醫學綜合研究所
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