JPH04506259A

JPH04506259A - 拡大検出器回転リングアレイｐｅｔスキャナ

Info

Publication number: JPH04506259A
Application number: JP2511272A
Authority: JP
Inventors: チオ、ツゥアングーヒー; ブクスバウム、モンテ・エス; ブニー、ウイリアム・イー; フリーデンベルグ、リチャード・エム; ウオング、エドワード・ケイ、ジュニア
Original assignee: ザ・リージェンツ・オブ・ザ・ユニバーシテイ・オブ・カリフォルニア
Priority date: 1989-06-20
Filing date: 1990-06-18
Publication date: 1992-10-29
Also published as: WO1990016001A3; WO1990016001A2; US4980552A

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】拡大検出器回転リングアレイＰＥＴスキャナ本発明は、一般に、画像装置によりスキャンされる画像物体内の放射性核種の減衰の結果として放出される光子を検出して、画像データを得る型式のコンピユータ化トモグラフィ画像装置に関する。本発明のいくつかの特徴は単一光子放出コンピユータ化トモグラフィ　（ＳＰＥＣＴ）に有用であるが、本発明は特に陽電子放出コンピユータ化トモグラフィ（ＰＥＴ）画像装置に関する。

単一光子放出コンピユータ化トモグラフィ　（ＳＰＥＣＴ）及び陽電子放出トモグラフィ　（ＰＥＴ）は現在では当該分野において良く知られている。数多くの５ＰＥＣＴ及びＰＥＴについての広汎な文献的記述があり、また入手可能な通常の用途における数多くの市販のＰＥ７画１象形成装置が存在する。

代表的な用途においては、急速に減衰する放射性核種が生成され、患者に放射される。放射性核種は、患者の解剖組織系統に取り入れられるので、その患者の固有の生理的作用及び／又は組織に基づいて分肢される。例えば、ある放射性核種が脳組織内のある部分内に分布する（又は分布しない）ために必要な時間は、有用な診断及び／又は研究手段として知られている。

５ＰＥＣＴ画像形成装置では、単一の光子が、任意の向きで所定の解剖サイトから放出される。光子源のサイトに対する相対的な向きの検出は、コリメーション及び又はアンガ−（Ａｎｇｅｒｌ型カメラに完全に依存している。このカメラは、１以上のシンチレーション検出結晶に光学的に結合されている光電子増倍管（Ｐ　Ｍ　Ｔ　）の空間アレイの出力を解析することにより、検出器シンチレーションの位置を推定できるものである。

しかしながら、ＰＥ７画像形成においては、減衰している放射性核種からの陽電子は直ちに電子と出会い、これを消滅させて、１対の５１１ｚＶの消減光子を発生する。この消減光子は、常に消滅サイトから正確に逆の（１８０°）方向に放出される。このため、画像物体の全周に（ＰＭＴに光学的に結合された）シンチレーション結晶バンクを配置すれば、対向配置された検出器で実質的に同時に光子を検出することによって、実質的に同時の事象（例えば、約１ナノ秒の時間窓内に発生している事象）に関係する対向検出器間を結ぶ直線に沿ったいずれかに存在するものとして、陽電子／電子消滅サイトを本来的に確定できる。

一般に、どんな画像形成装置もその性能を改善して高解像度の画像を得るようにできる。解像度を増して詳細な画像を得ることが出来れば、その用途は増加する。

当該分野では良く理解されているように、ナイキスト（Ｎｙｑｕ口１）標本化定理は一般に、（反復連続近似再生法が使用された場合には可能な緩和を有する）再生画像の最大空間周波数の少なくとも２倍の空間サンプリング周波数を必要とする。これは、投影画像データのサンプル間隔は予定画像解像度の約半分でなければならないことを意味している。つまり、２ｍｍの４′−ダーの画像解像度を実現するためには、１ｍｍ間隔のオーダーのサンプル間隔を有する投影画像データが必要とされる。

一般に、５ＰＥＣＴ装置の解像度性能を増すための従来の試みの中には、ＭヶのＰＭＴに光学的に結合されたＮヶのシンチレータ結晶のアレイと組合わされた（円錐の及び／又は複雑な多軸焦点を有する）複雑な回転アンガー型カメラ及びコリメータが含まれている。

ＰＥ７画像データに含まれる固有め方向性を利用するには、更に小型の個別のシンチレータ結晶の数を増加させねばならなかった。結晶を小さくしかつこれらの結晶をＰＭＴに結合して、どの個別の結晶が（入射ガンマ線の光子の結果として）シンチレーション光子を発生したかを正確に決定すれば、消滅光子がこれに沿って移動する線を任意の正確な時刻においてより正確に決定することが出来る。

このように、対向した小さい個別結晶によって実質的に同時のシンチレーションが検出されれば、これに沿って陽電子／電子消滅が発生しなければならない光線（ｒａｙ　１ｉｎｅ　）の軌跡が更に正確に記録できる。

従来の試みを記述した出版文献のサンプルは以下のものがある。

チョー他：　［ダイコトミックサンプリングを用いた高解像度サーキュラリング陽電子トモグラフＪ　（Ｃｈｏ　ｅｆ　ｘｉ　−’Ｈｉｇｈ−ＲＣｓｏｌｕｔｉｏｎ　Ｃ１ｒｃｕｌａ＋　Ｒｉｎｇ　Ｐｏ５ｉｌ＋ｏｎ　ＴｏｍｏｇＩ２ｐ’ｈ　Ｗｉｔｈ　Ｄｉｃｈｏ！ｂｍｉｃ　Ｓｇｍｐｌｉｎｇ：　Ｄｉｃｈｏｌｏｍ− １，’Ｐｈｙｓ、１１１ｅｄ、Ｂｉｏｌ、’　１９８３゜Ｖｏｌ、２ｇ、Ｎｏ、ＩＩ、ｐｐ１２１９−１２３４．　）日中：　「単−光子及び陽電子放出トモグラフフィにおける最近の進歩−検出器から解析までＪ　（Ｔｉｎｘｋｚ−Ｒｅｃ！ｎｔ　Ｐｒｏｇｒ＜ｓｓ　ｏｎ　Ｓｉｎｇｌｒ　Ｐｈｏｔｏｎ　ｘｎｄ　Ｐｏ５ｉｔｒｏｎ　Ｅｍｉｓｓｉｏｎ　Ｔｏｍｏｇｒａｐｈ７−　Ｆｒｏｍ　ＤＣｌｅｃｔｏｒｓ　ｊｏ　Ａｌｇｏｒｉｌｂｍｓ　−、’　ＩＥＥＥ　Ｔｒｘｎｓｚｃ目Ｏｎｓ　ｏｎ　Ｎｕｃｌ！ａｒ　５ｃｉｅｎｃｅ、　Ｖｏｌ、　Ｎ５−３４．　Ｎｏ、１．　ＦＣｂｒｕｘｒ７１９８７、　ｐｐ　３１３−３２０．）ジエンナ他：　「開発の状況−高効率スペクト用環状単結晶脳カメラＪ　（ＧＣｎｎｇ　ｅｔ　ｇｌ−’Ｔｈｅ　Ｄｅｖｅｌｏｐｍ？ｎｌ　ｏｆ　Ａｓｐｅｃｔ。

Ａｎ　Ａｎｎｕｌｘｒ　ＳｉｎｇｌＣＣｒ７ｓｔａｌ　Ｂｔａｉｎ　Ｃａｍｅｒａ　Ｆｏｒ　Ｈｉｇｈ　Ｅｆｆｉｃｉｚｎｃ７　Ｓｐ！ｃｊ、　’ＩＥＥＥ　Ｔｒａｎｓａｃ目ｏｎｓ　ｏｎ　Ｎｕｃｌｕｒ　５ｃｉｅｎｃｅ、　Ｍｏ１、３５．Ｎｏ、　１．　Ｆｓｂｒｕａｒｙ　１９８８．　ｐｐ　６５４−６５８．）ロジャース他：　ｒＰＥＴマシン全体の概念デザイン」（Ｒｏｇ！ｒｓ　ｓｔ　！＋　−’Ｃｏｎｃｒｐｔｕａｌ　Ｄｒｓｉｇｎ　ｏｆ　ａ　Ｗｈｏｌｓ　Ｂｏｄｙ　ＰＥＴ　Ｍａｃｈｉｎｓ、　’ＩＥＥＥ　Ｔｒａｎｓａｃｔｉｏｎｓ　ｏｆ　Ｎｕｃｌｓａｒ　５ｃｉｅｎｃｚ、　Ｖｏｌ。

３５ｍ、　Ｎｏｙ　１．　ｐｅｂｒｕａｒｙ、　１９８８．　ｐｐ６８０−６８４．　）ミューレナー他：　［新しい陽電子トモグラフのデザイン及び性能Ｊ　（Ｍｕｅｈｌｌｅｈｎｒｒ　ｒｊ　ａｔ　−’Ｄｅｓｉｇｎ　ｉ、ｎｄ　Ｐｅ百ＯｒｍａｌｌＣｔ　ｏｌ　ａ　Ｎｅｗ　Ｐｏｓ口ｒｏｎ　Ｔｏｍｏｇｒａｐｈ、 ’　ＩＥＥＥ　Ｔｒａｎｓａｃｔｉｏｎｓ　ｏｎ　Ｎｕｃｌｓｚｒ　５ｃｉｅｎｃｔ、　Ｍｏ１．３５．　Ｎｏ、１．　Ｆｅｂｒｕａｒｙ　１９８Ｂ、ｐｐ　６７０−６７４゜）ドレンツォ他：　ｒ６００ＢＧｏ結晶及び２．６ＭＭ解像度を有する陽電子トモグラフＪ　（Ｄｅｒｅｎｘｏ　ｅｔ　！＋　−’Ａ　Ｐｏｓ自ｒｏｎ　Ｔｏｃ＋ｏｇｒａｐｈ　ｗｉｔｈ　６００　ＢＧＯＣｒｙｓｔａｌｓ　ａｎｄ　２．６ＭｌｌｌＲｅ５ｏｌｕｔｉｏｎ、’　ＩＥＥＥ　Ｔｒａｎｓｘｃ目ｏｎｓ　ｏｎ　Ｎｕｃｌｅａｒ　５ｃｉｅｎｃｅ、Ｍｏ１．　３５．　Ｎ。

、ｌ、　Ｆｅｂｒｕａｔｙ　１９８８．　ｐｐ　６５９−６６４．　）ドレンツ寸他：　「ドナー６００結晶陽電子トモグラフによる初期結果Ｊ　（Ｄｅｒｅｎｘｏ　ｔｌ　ａｔ　−’Ｉｎ１ｔｉａｌ　Ｒｅ５ｕｌｔｓ　ＦｆｏｍｌｈｅＤｏｎｎｓｒ　６００　Ｃｒｙｓｔａｌ　Ｐｏ５ｉｔｒｏｎ　Ｔｏｍｏｇｒ！ｐｈ、 ’　ＩＥＥＥ　Ｔｒａｎｓａｃｔｉｏｎｓ　ｏｎ　Ｎｕｃｌｅａｒ　５ｃｉｅｎｃｅ、　Ｍｏ１．　Ｎ５−３４．　Ｎｏ、ｌ、Ｆｅｂｒｕｇｒｙ　１９８７．　ｐｐ３２１−３２５．）ミューレナー他：　ｒＳＰＥＣＴ及びＰＥＴにおける進歩」（Ｍｕｅｈｌｌｅｂｎｒｒ　ｅｔ　ａｌ　−’Ａｄｖａｎｃｓｓ　Ｉｎ　５ＰＥＣＴ　ｘｎｄ　ＰＥＴ、　’ＩＥＥＥ　Ｔ＋ｘｎｓａｃｔｉｏｎｓ　ｏｎ　ＮｕｃｌｅａｒＳｃｉｅｎｃｔ、　Ｖｏｌ、　３５．　Ｎｏ、Ｉ、　Ｆｅｂｒｕａｒｙ　１９８８．　ｐｐ　６３９−６４３．）レベレン他：　ｒｓＰ３０００／ＵＷタイム−フライト陽電子放出トモグラフの性能測定Ｊ　（Ｌｅｗｅｌｌｅｎ　ｅｌ　２ｉ　−’Ｐｃｒｔｏｒｍａｎｃｅ　Ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔｓ　Ｏｆ　Ｔｈｒ　５Ｐ３０００／υＷ　Ｔｉｍｅ−Ｏｆ−Ｆｌｉｇｈｔ　Ｐｏ５ｉｔｒｏｎ　Ｅｍｉｓｓｉｏｎ　Ｔｏｍｏｇｒａｐｈ、’　ＩＥＥＥ　Ｔｒａｎｓｇｃｌｉｏｎｓ　ｏｎ　Ｎｕｃｌｅａｒ　５ｃｉｅｎｃｅ、　Ｖｏｌ、３５．　Ｎｏ、ｌ、Ｆｅｂｒｕｇｔｙ　１９８８．　ｐｐ　６６５−６６７、）ブルンハム他＝　「円錐形ＰＥＴ検出器のデザイン」　（ｈ＋ｎｔ＋ａｍ　ｓｔ　＝ｌ−’Ｃｙｌｉｎｄｒｉｃｚｌ　ＰＥＴ　Ｄｅｔｅｃｔｏｒ　Ｄｅｓｉｇｎ、　’ＩＥＥＥ　Ｔｒａｎｓｇｃｆｉｏｎｓ　ｏｎ　Ｎｕｃｌｅａｒ　５ｃｉｅｎｃｅ、　Ｖｏｌ、　３５．　Ｎｏ、　］、　Ｆｅｂｒｕ２ＩＹ　１９８８．　ｐｐ　６７５−６７９．）キャリア他：°［ソリッドステートシンチレーション検出器を用いた高解像度陽電子放出トモグラフのデザイン」　（９ｒｒ１ｅｒ　ｅｔ　２し’Ｄｅｓｉｇｎ　Ｏｆ　２　Ｈｉｇｈ　Ｒｅ１ｏｌｕ目ｏｎ　Ｐｏ５ｉｔｉｏｎ　Ｅｍｉｓｓｉｏｎ　Ｔｏｍｏｇｒａｐｈ　ｔｌｓｉｎｇ　５ｏｌｉｄ　ＳＩ＝ｔｅＳｃｉｎｌｉｌ１ｇｔｉｏｎ　Ｄｓｌｅｃｔｏｒｓ、’　ＩＥＥＥ　Ｔｒａｎｓａｃｔｉｏｎｓ　ｏｎ　Ｎｕｃｌｅｇｒ　５ｃｉｅｎｃｅ、Ｖｏｌ、３５．　Ｎｏ、１．　Ｆｓｂ＋ｕｕｙ　１９８８．　’９ｐ６８５−６９０．）チョー他は、個別に回転可能な複数のサブアレイ内に配設されたシンチレータクリスタル／ＰＭＴガンマ線検出器のリングアレイを持った、ＰＥＴシステムを示している。サブアレイを相互に増加的に回転させることにより、多数のサンプリングポイントが生成される。このシステムでは、シンチレーションクリスタル各々を中央に配置されたア１＜−チャ（チョー他の図５参照）にコリメートして、その解像能力をさらに高めている。

ジエナ他は、２１個のフォトマルチプライヤ各々の３つのリングアレイに光学的に結合された単一のリングシンチレータクリスタルだけを持った、５ＰＥＣＴカメラシステムを示している。ここでは、回転マルチフイールドアンガー型（Ａｎｇｅｒ−ｔｙｐｅ）コリメータを採用して、システムの画像分解を得ている。このシステムでは１リング当たりわずか２１個という比較的少ない数のＰ　ｈｉ　Ｔ　Ｌか要求されていないが、回転中心で得られる解像度はおよそ６ミリメータしか期待できない。ここでは、マルチフィールドコリメータの連続動作およびその増加的動作の双方が記述されている。

ロジャース他は、均一な回動に関連して大型のシンチレーションクリスタルを少数用いるように設計されたＰＥＴシステムが示している。ここでは、画像化ＰＭＴを比較的面積の大きいＮａｌシンチレーションクリスタルに光学的に結合して、この大きなりリスタル内に所定のシンチレーションイベントの配置を可能にしている。なお、ここでは、いかなるコリメーションもサンプル分解目的に使う意図は認められな（１゜ミューレナー他は、大型シンチレーションクリスタルを比較的少数採用した設計の、他のＰＥＴシステムを示している。

ここでは、６個の大型シンチレーションクリスタルが６角形リングアレイを形成している。各クリスタルは、３Ｘ１０のＰＭＴアレイに結合される。これらのＰＭＴは、大型クリスタル内の個別シンチレーションイベントの位置決めのために、アンガー型ロジックを個別に採用している。ここには、コリメーションが採用されている形跡はない。

この技術に関連した特許公報は他にも多数ある。その例として、以下のものを示す：米国特許公報節３，５８５，３８７号；プラムレッド（Ｂｒａｍｌｅｔ）（１９７１年）米国特許公報節４，２９５．０４７号；コガ他（Ｋｏｇａｅｔ　ａｌ）（１９８１年）米国特許公報節４，３０９，６１１号；タナカ他（Ｔａｎａｋａ　ｅｔ　ａ　１）（１９８２年）米国特許公報節４，３８７，５６９号；ハラトリ他（Ｈａｔｔｏｒｉ　ｅｔ　ａｌ）（１９８３年）米国特許公報節４，３５２，０１８号；タナカ他（Ｔ　ａ　ｎａｋａ　ｅｔ　ａｌ）（１９８２年）米国特許公報節４．４７３，７４９号；デレンゾ他（Ｄｅｒｅｎｚｏ　ｅｔ　ａｌ）（１９８４年）米国特許公報節４，５１４，６３２号；パレット（Ｂａｒｒｅｔｔ）（１９８５年）米国特許公報節４，５３１．０５８号；バーンハム他（Ｂｕｒｎｈａｍ　ｅｔ　ａｌ）（１９８５年）米国特許公報節４，５８４，４７８号；ジエナ他（Ｇｅｎｎａ　ｅｔ　ａｌ）（１９８６年）米国特許公報節４，７３３，０８３号；ウォング（Ｗｏｎｇ）（１９８８年）　米国特許公報節４，７４３．７６４号；キャセイ他（Ｃａｓｅｙ　ｅｔ　ａｌ）（１９８８年）米国特許公報節４，７４８，３２８号；チャン他（Ｃｈａｎｇ　ｅｔ　ａｌ）（１９８８年）米国特許公報節４，７４９，８６３号；キャセイ他（Ｃａｓｅｙ　ｅｔ　ａｌ）（１９８８年）米国特許公報節４，７７４，４１０号；ズイ−（Ｈｓｉｅｈ）（１９８８年）　米国特許公報節４，７８２．２３３号；ジエナ他（Ｇｅｎｎａ　ｅｔ　ａｌ）（１９８８年）ハラトリ他、タナカ他、チャン他、ズイー、およびジエナ他は、非対称性を持ったリングアレイ検出器の構造を示しており、他の特許文献よりは本願発明に近いものと考えられる。

ローコストで高解像度の画像化システムを得ようとするこのような試みにかかわらず、１システムあたり１００万ないし６００万ドルの価格帯にある現状の代表的なシステムの実際の解像度は、２ないし３ミリメータ（そして市販システムの多くは５ないし６ミリメータ）しかない。通常、このレベルの解像度は、描画体に対し極めて大量に用い（例えば５または６万個）だ場合にのみ得られる。このような多量のクリスタル／　Ｐ　Ｍ　Ｔ信号チャネルを処理するにあたっては、たとえ最も簡単な処理形式だけを各チャネルに採用してイメージデータ（このデータは、その後、フィルタパックプロジェクション等の所望通常画像再構成アルゴリズムにて利用される）を生成する場合であっても、所要電子回路の複雑さおよびそのコストが極めて高くなる。さらに、クリスタルサイズが小さくなるにつれそのフォトン抑止能力が減少し、そのため検出効率が落ち、加えて散乱したフォトンの検出排除がより困難になる。

比較的粗い解像度しか達成できないのに相対的に高いコストが掛かるという不満により、最近では、一部の研究者らが、コリメーションに関して比較的大型のクリスタル一対と大幅に簡素化された電子回路だけを用いた非画像化システムに転向するようになってきている。その例として、以下のものがある；バイス他（Ｂｉｃｅ　ｅｔ　ａｌ）ｒ人間の脳におけるニューロレセプタ簡素検出システムの研究Ｊ　（Ｓｉｍｐｌｉｆｉｅｄ　Ｄｅｔｅｃｔｉｏｎ　Ｓｙｓｔｅｍ　ｆｏｒ　Ｎｅｕｒｏｒｅｃｅｐｔｏｒ　５ｔｕｄｉｅｓ　ｉｎ　ｔｈｅＨｕｍａｎ　Ｂｒａｉｎ）ｒ核医療Ｊ　（Ｎｕｃｌｅａｒ　ｈ−１ｅｄｉｃｉｎｅ）誌、第２７巻、第２号、１９８６年、１８４頁ないし１９１頁。

バイス他（Ｂｉｃｅ　ｅｌ　ｘｌ）は一対の大型（３”　Ｘ３−　）Ｎａｌ　シンチレータ（ｓｃｉｎｌｉｌｌｚｌｏ＋）クリスタルを患者の頭に対して反対側に位置させて使用する。これらの大型シンチレータ・クリスタルはそのＰ　Ｍ　Ｔに光学的に各々結合されることにより、同時処理や計数などのために、２つの電気信号チャンネルのみを提供する。この簡単なシステムは画像形成はできないが、その視野が患者の組織（例えば脳内部）の適切な部分に、正しく位置し、焦点が合っていれば、診断上の有用な情報を提供できる。非常に簡単な電子機器をこの応用に使用でき、一般に入手できるＰＥ７画像化システム（例えば１〜６百万ドル）に比べて、非画像化システム全体を非常に安価（例えば２５．０００ドル）に作ることができる。バイス他は、患者の所望組織にクリスタル対の有効視野を限定するときに、コリメータ（ｃｏｌｌｉｍｒｌｏｒｓ）及び同時検出に信頼を置いているようである。又、大型クリスタルによって可能となる高い検出感度は、患者が服用する放射性核種（＋ｇｄｉｏｎｕｃｌｉｄｅ）の−回の服用量を減らすことができる。

バイス他のタイプの非画像化システムに関する経済性及び利点を考えると、我々は、ＰＥ７画像化システムの同様な動作的機能的利点を達成できる能力と同時に経済性を評価するに至った。実際、機能的コスト的利点を維持して、それは画像化能力を達成できるばかりでな（、ＰＥ７画像化装置の結果的分解能を、従来からある最も複雑で高価なＰＥ７画像化装置よりも遥かに高くできることを発見した。

概略すると、我々は改善されたＰＥ７画像化システムを発見したのである。このシステムは平行にされたガンマ線検出器リングアレイを使用する。検出器は、画像ボリュームの付近を回転するように搭載され、異なる相対アパーチャ空間に、リングアレイ内の検出位置の機能として位置するコリメーション・アパーチャを有する。これは再編成された多数組の実質的に平行な投影画像データを、連続する視線角度を通してアレイの更に線形回転により発生するためである。

比較的大型で高速なシンチレーション・クリスタル（そのＰＭＴに各々結合される）は、所定視線角度位置の間で段階的に回転でき、又は角度位置の機能として決定される適切なサンプリング時間ウィンドウで連続的に回転できる。アパーチャー間の空間はアレイの周りで逐次オフセットされるので、アレイが回転するときに、同様にオフセットされた投影画像データ組られる。”再編成”　（即ち、 −回のサンプル時間に得られるデータ組の各構成要素を、与えられた視線角度での画像ボリュームの所望サンプリングを示す他の複数組又はグループに、再分類又は再び組分けすること）によって、画像ボリューム断面内の崩壊する放射性核種の分布を示す画像を再構成するために、従来の適切な画像再構成アルゴリズムの実質的にあらゆるものを使用できる。

例えば最初に得たデータセットは、画像領域から連続する視野角毎に複数の略平行な光線に対する投影像を得るために再度貯蔵される。

公知のように多くのフィルターをかけて得られる背投影又は、通常の表示又は記録（例えばＣＲＴ表示上フィルムに又はディジタル記録媒体など）をする際の復元像を生むためのデータと関連して使用される他の復元像アルゴリズムがある。

更に、相対的に少数の電子信号処理チャンネルのみが含まれるので、とこしえに複雑な処理回路をより経済的に含ませることができる。例えばＴＯＦフィルター（ｔｉｍｓ　ｏｆ　ｆｌｉｇｈｔｆｉｌｔｅｒ　）が検出器列によって視られる画像領域のうちの所望の部分を、外部からの発散する陽電子の発散データと区別するように各チャシネル毎に用いられる。

実施例において、環状列検出器の最初の連続して位置する略半分は検出器の中心に関しである点で漸進的に変化する夫々コリメータの口径オフセットを備えている。残りの連続して位置する環状列検出器は、それらの検出器の中心に関して先のある点とは反対の第２の点で漸進的に変化する夫々コリメータの口径オフセットを有している。環境列の周囲に間隔を置いて配置される応差内口径から、画像領域は、所定の視野角において連続するオフセット位置に、間隔を設けて、サンプルされる、このようにして、記録された再貯蔵されることによって、環状列として得られたデータは視野角の範囲だけ連続して回転され、適当に配分された空間サンプリングの画像領域は通常のコンピュータトモグラフィー再構成アルゴリズムにとっての入力として得られる。

好ましい実施例は、シンチレータクリスタル検出器（夫々の検出器は又夫々のＰ　Ｍ　Ｔに水損的に装着されている）に水損的に装着されているコリメータを使用しているけれども、固着された環状列であるシンチレータクリスタル／　Ｐ　Ｍ　Ｔ（電子処理チャンネルにおけるある可能な、より複雑さを伴って）　に関して回転された環状列のコリメータ素子と同様な結果がもたらされる。

この発明の実施例は低価格で高解像度の小型情報扱処理ＰＥＴ画像処理システムを提供する。連続して配置された幾何学的に回転するシャドウコリメータに関連して、相対的に大きく相対的に速いシンチレーション、クリスタル検出器（各検出器は自身のＰＭＴを備えている）を使用しているが、それにも拘らず高解像度のサンプリングが行われる。例えば、実施例では、同一面上で回転する動きのみ（この動きは大部分システムの価格を意義あるように減する）ができる単一の構成台に関連して２３個の直径５ｃｍのＢ　ａ　Ｆ　２検出器のみが使われているが、それにも拘らず、略１ミリメータのサンプリング（例えば２ミリメ一タＦＷＨＭのオーダーの解像度）を行うことができる。

小型情報処理ＰＥ７画像処理装置における各検出器は大きなシンチレーションクリスタルｆｆ１（例えば５１１ＫｅＶの陽電子を止める非常に高い確率）を有するという理由からほとんど１００％の検出効果を得ることができる。又、高い検出効果は重大な検出効果の損失なくして優れたエネルギー分別（光ピーク要素のみの選択によって）を認めるという理由がら真実１００％の散乱拒否を行う。

又、この実施例１まより改善された時解像度（例えばＢａＦ２はＮａ１（ＴＩ）クリスタルのそれより良い１０の要素である２００ピコ−セコンドＦ　Ｗ　Ｈ？（、Ｉ時解像度を有する）を得ることができるという理由から、真実１００％のランダムな一致する効果の拒否を認めている。

更に完全な利点は相対的に小さな数の処理チャンネルの夫々に、フライト処理回路の最も作為的な時間を与えることによって、より速い検出器のタイミングをとることができる。

このような態様で散乱背景はほぼ解消され、画像形成能力は実際に対象（例えば、画像領域の中心から外へ向かって直径５センチメータの部分）となる画像領域の一部を外から発する情報と一致する部分を除くことによって高めることができる。

又、この実施例はコリメータ開口部を単純に変えることによって中位の又はより低い解像度モードに変換される。このような、より低い解像度モードは、例えば対応するより高い感度（例えば最も高い可能な解像度）を得るために所望される。（検出器毎の）多数の開口部を有する実施例は、又感度を改良する助けとなるようにと試みられている。

最も高い解像度の画像を得ることができるが、この実施例は同時にバイス（Ｂｉｃｅ　ｅｌ　ａｔ）　（この実施例で試みられている多くの数の検出器による全体の検出効果と速度の改良の度合及び、もし望まれるのであれば、その上に任意の画像能力を伴っている）によって認められたタイプの速く、ダイナミックで、局部的であって情報は活性モニタに使用されるように充分経済的である。

以上、実施例においては、略１ミリメータのサンプル間隔は拡大したシンチレータクリスタルの列の寸法と同じ寸法の直径に略等しいと思われる、中心から５センチメータの画像領域を通って多数の視野角で略均−に得られる。それにも拘らず、この細かなサンプリング間隔は、環状列の単一の面上の回転走査モーションと結合された環状列の周囲の位置の関数としてシフトされたコリメータ開口部の配列によって形成される。画像領域（中心から５センチメータの部分）のみが、充分に最も高い解像度を得るようにサンプルされるけれども、それにも拘らず、もし望まれるのであれば、データは中心の領域から外に画像を得る解像度で媒体に対して与えられる。

実施例において我々は、略３５センチメータの内部列の直径（又は２２センチメータの直径においてすら）の任意の数の検出器、略５センチメータの高解像度画像領域及び略２゜５ミリメータの単位の解像度は２３個の検出器であり、角検出器は列寸法が略５センチメートルであることを明らかにした。

この発明を理解した後に真価が認められるように任意の数の検出器は大いに列の所望の内部径の働き、高解像度の中央画像領域の所望の最大寸法及び画像領域内の所望の解像度で決まる。

第１図は、従来のＰＥＴ撮像システムの概略図である。

第２図は、どのサンプリング時間においても大形化検出器表面の大部分を実質的に閉塞するオフセット・コリメーションを良好に実現する手段と共に設けられ互いに対向する一対の大形化検出器結晶の構成を我々の発明の説明の都合上簡略化して示す図である。

第３図は、本発明の好ましい実施例のために提案された２３個の検出器のリングアレイの概略図である。

第４Ａ図及び第４Ｂ図は、第３図の実施例に用いられるオフセット開口を有する例示的なコリメータの平面図及び断面図である。

第５図は、第４Ａ図と同様なコリメータの平面図であり、第３図の実施例での２３個の検出器の異なったものに対する開口オフセット推移を示す図である。

第６Ａ図、第６Ｂ図、第６Ｃ図及び第６Ｄ図は、第３図の検出器リングアレイの６個の連続するピユーアングル位置を、各検出器コリメータ開口間に実線で描かれた特定のピユーアングルで得られる投影データと共に示す図である。

第７図は、当該実施例での第６Ａ図乃至第６Ｄ図に描かれた回転及びサンプリングの連続実行の結果として得られ、５センチメートルの中央画像部がこの方向の沿ってサンプリングされる等間隔の平行放射線の読出しエンドセットの概略図である。

第８図は、第３図の実施例に従ったＰ　Ｅ　Ｔ　ｔａ像システムの全体構成を示す図である。

第９図は、第３図と同様に描かれ、狭領域イメージボリューム（例えば５センチメータ）内での後段の高解像度撮像処理のために患者を配置するに有用な、低解像度全体画像を得るために適用される広領域イメージボリューム（Ｆｌｌえば１５センチメータ）を得るために同時に用いられる一致ライン（Ｃｏｉｎｃｉｄｓｎｃｃｌｉｎ！ｓ）を示す図である。

第１Ｏは、９２ビニ−（１２８レイ／ビユー）シミュレーション（ここでシミュレートされたホフマン・ファントムは、２．４．６及び８ミリメータの間隔で２．４．６及び８ミリメータの直径を有する解像度インジケータを含む）がら（従来のフィルタド・パックプロジェクションを用いて再構成された）シミュレーション画像の写真である。

第１１図乃至第１４図は、投影画像データの一本の選択された一致ラインの例示的リビニング（ｒｅｂｉｎｎｉｎｇ）を詳細に示す図である。

第１５図は、上記実施例の投影データの一致ラインをリビニング処理する際に有用なルックアップテーブルを示す図であ第１６図及び第１７図は、上記実施例のりピニング処理のフローチャートを示す図である。

第１８図乃至第２０図は、実質的平行線のデータの全セットを示す図である。

第２１Ａ図、第２１Ｂ図及び第２２図は、感度向上のための多重コリメータ開口を用いた他の実施例を示す図である。

第１図に、従来のポジトロン・エミッション・トモグラフィ　（ＰＥＴ）撮像システムが概略的に示されている。ここでは、イメージボリューム（ｉｍｉｇｅ　ｖｏｌｕｍｅｌ内の腐敗放射性核種が陽電子を放射し、該陽電子は電子と結合し、通常その消滅過程で正確に逆方向に配向した一対の５１１ＫｅＶガンマ線光子を生成する。典型的には、該イメージボリュームは、多数個（例えば５００個または６００個）のシンチレーション検出器結晶のリングアレイ（個別的にＰ　ｈ、Ｉ　Ｔに結合されるが、または全体的にアンガー型ロジックを介して外側のＰ　Ｍ　Ｔリングアレイ内でのより小さいＰ　Ｎ＝Ｉ　Ｔアレイに結合される）によって囲まれている。

従って、任意の消滅で発生する５１１ＫｅＶの消滅光子（１＋＋＋＋１ｈｉｌｘｆｉｏｎ　ｐｈｏｔｏｎｓ）は、互いに対句する検出器Ａ、Ｂに略同一時刻に到達する。時間差が発生し得るとすれば、それは、中心ズレ配置されていた場合において、実際の消滅位置から光速での異なるトラベル時間、即ち“フライトタイム”によって生じるものである。これらの検出器アレイの出力は、従来、一致検出／カウンタ回路１００によって処理される。該回路は、この場合、時間振幅コンバータ（時間識別によるフライトタイム・フィルタリングをも含むことができよう）を含んで構成されている。

結果として得られる画像データ（典型的には、上記イメージボリュームを透過して実質的に均等に散在されたレイラインからの投影データ）は、１０２にて、公知の画像再構成アルゴリズムによって適用され、通常の表示、記録画像等が１０４にて生成される。前述したように、解像度向上のために増加された多数個の検出器の使用は、必然的に、信号処理回路１００の構成を複雑化し且つコストを上昇させてしまい（従って、フライトフィルタリング処理または撮像処理を望まれる速度で実行することは経済的に不可能となってしまう）、同時に、個別的検出効率を低減させ、拡散光子またはランダム一致険出の排除能力を低下させてしまう。

第２図に示すように、比較的大きい高速シンチレーション結晶２００Ａ、　２００Ｂを用いれば、検出効率、及び散乱光子及びランダム一致検出の識別能力は向上されよう（：Ｂ　ａ　Ｆ　２等の高速シンチレーション結晶及びＰ　Ｍ　Ｔ　２０２Ａ、　２０２Ｂが、充分に洗練された電気信号処理回路２０４と共に用いられることを前提としている。）。

勿論、固定コリメーションを用いれば、上記構成は、当該明細書で先に述べられたバイスら（Ｂｉｃｔ＊ｊ　！＋、）の非擾像システムとなる。

しかしながら、コリメータ２０６Ａ、　２０６Ｂを矢印２０８Ａ、　２０８Ｂニ示すようにサンプリング点に順次移動することにより、イメージボリューム２１２を透過したレイライン２１０に沿った一連の等間隔投影データが得られる。上記検出器／変換コリメータ対を徐々に回転させ、コリメータ変換を繰り返すことにより、ピユーアングルに沿った同様な投影データセットが従来の画像再構成（例えば、フィルタ化バックプロジェクション）に対して得られる。

しかしながら、我々は、順次オフセット開口をもつコリメータを夫々有するシンチレーション結晶／　Ｐ　Ｌｉ　Ｔのリングアレイを用いて、単純なリニア回転動作（ｌｉｎｅａｒ　ｒｏｔ三ｔｉｏｎｏｎａ１ｍｏｔｉｏｎ）を用いて実質的に等価な結果が達成し得ることを発見した。それによれば、いかなるサンプリング時でも、投影画像データセット２１０のレイメンバー（ｒ２ｙｍｅ＋＋＋ｂｅｒ）　（まタハその近似）をいかなるピユーアングルについても得ることができる。上記セットの他のレイメンバー（またはその近似）は、リングアレイの単純リニア回転の間に各順次ピユーアングル・サンプリング点での互いに対向するコリメート検出器の異なった組み合わせを用いても得られる。完全回転の後、任意のセットの順次得られるレイメンバーを“リビニング（ｒｅｂｉｎｎｉｎｇ）″ することにより、セット２１０の全レイメンバー（またはその近似）が得られ、従来の画像再構成アルゴリズムに有用となろう。

図３には実施例の一例としてのシステムが描かれている。

すなわち本システムには、２３個のバリウムフローライド（ｂａｒ：ｕｍ　ｆｌｏｒｉｄｅ）　（Ｂ　ａ　Ｆ２　）シンチレーション（ｓｃｉｎｆｉｌａｆｔ。

ｎ）　（２３）クリスタル・ディテクタが存在する。（図３に記されている通し番号は参照の為の番号である。）各シンチレーションクリスタルは直径が約５センチメートルの部品であり、それぞれには専用のフォトマルチメータチューブが組み合わされている。（ＰＭＴもまた図３の如くに参照の為の通し番号が付されている。）矢印３００が示すように、全体がリング状の配列を成すディテクタ／　Ｐ　ＩＶＩ　Ｔは、中心のイメージボリューム３０２に対して単純にリニアな回動を行なうようにマウントされている。

図３を参照すると、間隔が７．８２６＠　（例えば、リング状配列のディテクタ／ＰＭＴの各要素間の隙間の半分に相当する間隔）の固定されたガントリ（構台）フレーム３０４が描かれている。

図３に描かれている如く、各シンチレーションクリスタルはそれ自体がコリメータに張り付けられている。実際のコリメータは、そのリング状配列内におけるディテクタの一つの機能とするインター・アパーチャー・スペーシング（ｉｎｔξ ｒ−１ｐｓｒｊｕｔｅ　ｓｐａｃｉｎｇ）とは関係しない位置に、ある僅かな隙間（ａｐｔｒｌυｒξ）を存し全てのシンチレータクリスタルを閉塞している。

例えば、ディテクタ１の隙間については、そのディテクタ中心線からある最長距離だけオフセットされている。またこのオフセットの距離は、ディテクタ２．　３．　４．　５．　６゜７、　８．　９．　１０．　１１および１２の順序で徐々に短くなっている。同じく、ディテクタ１３の隙間は、最大次元のオフセットを有するディテクタ１４．　１５．　１６．　１７．　１８゜１９．２０，２１．２２および２３のために連続的に減少するディテクタ中心からの（反対のセンサとの）距離を有する。

図４Ａ、　図４Ｂおよび図５には、その連続的なオフセットを規定するコリメータとディテクタの各寸法（ｄｉｍｅｎｓｉｏｎｓ）および最適な形式（Ｉｏｒｍｕｌｇｅ）が１つの例として描かれている。また、ディテクタ１２と２３のために在るコリメータ中心との間の距離は、他の距離よりも短く、近似的に等しくなるように設定されている。

図示された近似的に平行（例えば、アンギュラエラーが±０．１°またはそれ以下）な状態を補足するために、照射光イメージ（像）データが得られる。また、続いて示される図６Ａ、図６Ｂ、　図６０および図６Ｄには、イメージボリューム３０２に関するリング状配列のアングル位置から見た状態が連続的に４つの図面に描かれている。すなわち、図６Ａに図示されたアングル位置において、ディテクタ１．１３間に検出されたシンチレーションは、ある角度でそのイメージボリュームを通過する射出線６００で定義されている。データがこの位置で積算された後、そのリング状配列は更に図６Ｂが示す位置の状態まで回転する。この状態において、射出線６０２は、イメージボリューム３０２を通過する射出線６゜Ｏと同一なある角度で通過するディテクタ１と１２からの一致するイベントによって定義される。（しかし、この場合は、その中心の僅か右側にオフセットされている。）図６Ｂが示す位置でその一致データ（ｃｏｉｎｃｉｄｅｎｃｅ　ｄｇｆｚ）が検出された後は、このリング状配列は更に図６０が示す位置の状態まで回転し、ここでディテクタ２３と１２との間にイベントが一致して、射出線６０４が定義される。つまり、この射出線６００および射出線６０２として近似的に同一な角度でイメージボリューム３０２を通過する。（ただし、その中心の左側を通り、射出線６００の右側を通過する。）二のリング状配列は、図６Ｄが示す位置まで更に回転し、射出線６０６を定義する。（勿論、射出線６００，６０２および６０４と同一な角度で）イメージボリューム３０２を通過する。

（この場合は、その中心の右側であり、射出線６０２の右側を通過する。）図６Ａ〜図６Ｄに示されたプロセスの繰り返しにより明かなように、結果として等しく離間して一体を成す近似的に平行な射出線群７００が得られる。（レリえば、リング状ディテクタ配列の約３６０°以上の回転。）また、図３に描かれたその他の初期の射出線（ｉｎｉｔｉａｌ　ａｎｇｕｌａｒ　ｒ！ｙ）のそれぞれには、近似的に平行なプロジェクションデータが同時に得られ、これらは、異なる角度からの連続した射出によるプロジェクションイメージに代わるデータである。このことは勿論、従米のイメージ像の構築のためのアルゴリズム（例えば、フィルタート・バック・プロジェクション、インターラクチイブ・サクセッシブ・アブロキシメーション、その他）に必要とされたデータの種類と全く等しい種類のデータである。

また、サンプリングポイントの数を増やすか、（または、サンプリングタイムあるいは、連続回動速度を遅くする）にしたがって、角度の数も増加して定義され得る。

図８には、リング状配列のシンチレーション・ディテクタ／ＰＭＴディテクタが符号８００により示されている。単なるリニアな回動運動である故に、これらの要素は、従来の回動制御（ロータリー・コントロール）デバイス８０２（例えば、専用モータ、コッジベルト、ギア、ベアリング、その他）により回動駆動される従来設計の単純なガントリ（構台）上に配設されてもよい。１つまたはそれ以上の従来のロータリーポジション・ディテクタ８０４がそのガントリと共に組み合わされて使用され、ＰＥＴシステムコントロール・コンピュータ８０６（デバイス８０２の駆動のためのジエネレーティングーモーションコントロールにおいて有効）にフィードバックするように構成してもよい。

ガントリ（構台）８００は一般に、３６０°の回転に近い動きに対応できるように作られており、次のスキャニングサイクルに備えて、回転の都度にその最初の位置に「リセット」されるようにアレンジされている。（従って、ブラシ、リングコンタクトおよびそれらに類する電気信号処理回路との電気的接続によい影響をあたえる処理を行なう必要性から回避される。）ディテクタチャネル２３は、従来の一部ゲーティング（ｃｏｉｎｃｉｄｓｎｃｅ　ｇａｔｉｎｇ）およびフライトフィルタ８０８のタイムによって処理される。

ただし、フライトフィルタのタイムはよく知らた従来技術製品であるが、（例えば、それらは、オークランドにある０目ｚｃ、Ｉｎｃ、　、コネチカット州のニューヘイブンにあるＴｓｎｎｓｓｓｕ　Ｉｎｃ、または、Ｃａｎｖｒａ、Ｉｎｃ、から得られる。）それらは高価なものである。（例えば、１チヤネルにつき＄１，０００）従って、もしシステムを多数の処理チャネルを含む構成にすると、全体としては途方もない高額な金額になってしまう。（例えば、典型的な高度なレゾリュージョン　ＰＥＴ　イメージングシステムの場合。）しかし、本発明のシステムの各リングは少ない数のチャネルですむ故に、洗練されたフライトフィルタのタイムおよび（または）その他の洗練された信号処理回路によって廉価に採用することができ得る。

図３中に描かれた射出線に沿い対向する１組のディテクタ間に生じる一部イベントは、その射出線に沿ったところからプロジェクションデータを得るために、（従来と同様にして）統計学的に十分な時間的間隔をもって８１０においてカウントされる。

同時に、且つ継続的に、レゾリュージョン・プロジェクションイメージデータは、射出線に沿ったところからプロジェクションデータを得るために、８１０において［リバインド（ｒｅｂｉｎｎｓｄ）Ｊされ、従来のイメージ記録装置またはディスプレイ装置８１６が後に続く８１４において、従来のイメージ再構築のために適宜に生成される。（例えば、コンボリューションおよびパックプロジェクション。）それらの技術により、先に述べた処理プロセスの全てが従来のコンソール８１８およびディスプレイ８２０を経由してＰＥＴ　システムコントロール・コンピュータ８０６の適切な制御のもとで実行される。また、このＰＥＴ　システムコントロールコンピュータ８０６の一部として（または、その１サブプロセスとして）、「リバイニング（ｕｂｉｎｎｉｎｇ）　Ｊ　。

フィルタバックプロジェクション、イメージの格納記録および、その表示が行なわれればよい。

上述したように、ＦＩＧ３の好適なシステムは中心から５センチメートルの画像範囲から最も高い解像度を得るために使用することができる。しかしながら、ＦＩＧ９に示すように、一致するラインは、さらに広い画像範囲（例えば１５センチメートル）を規定することができる。従って、好ましい処理に調節することによって、解像度が低いより大きな画像は、より高い解像度の画像範囲の範囲内で、患者の適当な組織へ導くようにして同時に得ることができる。

ＦＩＧＩＯは、ＦＩＧ３の実施例によって１することができる試験的な画像を示しており、９２以上連続するピユーアングルの投影画像データを生成するために十分に明瞭なピユーアングルで、かつ、各セントは１２８のパラレルな等間隔の光線群で撮られている。この画像は、ホフマン解像度のファントムであり、このファントムは２．４，６．８ミリメートルの各分割領域に対応して２，４．６．３ミリメートルの連続する解像度の各領域を含んでいる。この試験的な画像のオリジナルの写真から判るように、要求された約２ミリメートルの解像度が達成されている。

我々のＭｉｎｉ−Ｂｒａｉｎ　Ｐ　Ｅ　Ｔの実施例では、システムの直径サイズは、画像化すべき対象物のサイズによって指示され、例えばこの場合であれば対象物は人間の脳である。このシステムの感度は、検出器の領域の立体角度に比例し、システム直径の２乗に反比例する。例えば、我々は２０〜３５ｃｍのシステム直径を選択した。

次に重要なパラメータ（我々が実施例に選択しようとする）は、ディテクターサイズであり、例えば合理的な大きさで、適当な高い原子番号Ｚを持つ高速のシンチレーションディテクターが望まれる。そこで我々は最適な選択として一般に思サイズで原子番号Ｚが５２のＢ　ａ　Ｆ　２は、２００−４００ｐｓ　Ｆ　Ｗ　ＨＭと同様の時間分解能で５１１　Ｋ　ｅ　Ｖの光子に対して１００％近い検出効率を提供する。これは優れたランダムリジェクション能力とｌｉｍｒ−ｏｆ− ｆｌｉｇｈｔ画像能力を提供する。

ディテクター数は、高い解像度の画像形成に要求される精細なサンプリングを達成するために奇数が実施例では選択される。従って、Ｍｉｎｉ−Ｂｒ２ｉｎ　Ｐ　Ｅ　Ｔの実施例に対し、ディテクターの総数は２×２インチのサイズで１７．１．９．２１または２３を選択び、望ましくは２３のディテクターとなる。

本実施例では開口サイズとディテクター開口のオフセットポイント数は、我々が興味があった画像範囲によって決定される。そこで本実施例では５ｃｍの画像範囲を設定する。この場合、各ディテクターは互いに対向する二つのディテクターがラインを一致させる。使用された奇数のディテクターと上記２つの組み合わせによって、開口のオフセットが決定され、本実施例では１．１７ｍｍとなる。後者は最初に注口する範囲に対してＮｙｑｕｉｓｊサンプリング速度を満足し、それは例えば２−３ｍｍ　ＦＷＨＭである。投影隙間の位置は、ディテクターのエツジから所定のマージン内に配置されて入射して来る５　１１　Ｋ　ｅ　Ｖの消滅光子の効率的な検出を保証する。

２３個のディテクターによる好まし、い間隔のとり方は、実質的に等しい間隔取りで、実質的に平行な光線のセットによって与えられ、繰返し格納処理（ｒｓｂｉｎｎｉｎｇ　）の後に、投影画像データを得ることができ、かつ使用することができる。

オフセットの開口中心（ディテクター面の中心から）は次のようにして計算できる。

ディテクター１〜１２に対するオフセット中心＝−１３ｍｍ＋　（ｉ−１）１．１７ｍｍ（ｉ＝１〜１２）ディテクター１３〜２３に対するオフセット中心＝１２ｍｍ−（ｉ−１３）１．１７ｍｍ（ｉ＝１３〜２３）ディテクターのエツジから開口中心までのマージンは、検出効率のロスを最小限に保証するために、１２ｍｍ以上が望ましい。

４６の境界部分でデータの取得と繰返し格納処理が完了した後、２３の観察像の各々に対して４６の一致ラインデータを得る。しかしながら、各観察像内の４６のラインは、実質的に平行でなく及び／又は不用となって放棄された他の光線と間隔が実質的に等しくない２つのラインを含んでいる。それ故に本実施例では、投影画像データの一つの観察像を形成する複数のラインは、４４の平行な光線である。

Ｍｉｎｉ−Ｂｒｘｉｎ　Ｐ　Ｅ　Ｔシステムの実施例における繰返し格納処理手段は、予め割り付けが行われたルックアップテーブルによって実現される。境界は予め割り付けられた角度の位置に回転されるので、一致するデータが得られる。その一致するデータは格納部（ｂｉｎ）に格納され、その後にパラレルな投影画像データの観察像セットを形成するために組合わされる。

中心から５ｃｍの画像化領域に対して、２３の一致するデータの全体は、各境界部分でｉ辱られる。（境界部分の数は、ディテクターの数、ディテクター４６または９２、の倍数にすることができる）。それらの２３の一致ラインは、ルックアップテーブルに応じて適当な“格納部”に記憶される。各境界部でのデータ取得の後に、データは４６の格納部に蓄積される。４６の全ての部分（または４６の倍数の部分）のデータ取得が完了した後、２３の観察像（又は２３の倍数の観察像）に対する本質的に平行な光線投影データセットが得られる。繰返し格納処理の全体の流れ図がＦＩＧＩＩ−１４である。外側５ｃｍに対する一致ラインは、明らかに同様の手段で得られ繰返し格納できる。

“格納部”は、異なる境界部分で初めに得られたデータセットから格納されている一致ラインデータグループのための格納領域である。第１の４つの境界部分に対する格納部群の例がＦＩＧ１５に示されている。例示するように、一致ラインによって完全に蓄積された格納部Ｌ１とＲ２がＦＩＧ１６に示されており、それに対応して境界部分１〜４での一致ラインがＦ　ＩＧＩ　１−１４に示されている。ある格納部の組み合わせがＦＩＧ１６に示されており、例えばθ＝φｏ１θ ＝θ　−π／２３、θ＝θｏ　２π／２３の観察像の投影データが示されている。なお、Ｙ軸に対して、φｏ＝９０″で、θｏ＝（φ０＋π／４６）ラジアンとする。

好ましい繰返し格納処理手段がある代表的な投影データに対して図示されており、例えば、角度θ＝φ０＋π／４６ラジアン又はθ＝００の観察像に関するものである。投影データム１グループの左半分は、ｎ＝１．２．・・・２３で、φ＝ φｏ　＋　（２ｎ　１　）π／２３の境界部分で、ディテクター１のディテクター１３との初期位置の間の一致ラインの蓄積によって得られる。

Ｌ１グループに関する繰返し格納された一致ラインデータの蓄積の図がＦＩＧ１８に示されている。投影データＲ２グループの右半分もまた同様に、ｎ＝１．２．・・・２２で、φ−φｏ　＋　２　ｎπ／２３の境界部分で、ディテクター１のディテクター１３との初期位置の間の一致ラインの蓄積によって得られる。

Ｒ２に関する繰返し格納された一致ラインの蓄積がＦＩＧ１９に図示されている。他の観察像の投影データは、境界部分が回転されるような異なる順番ではあるが構造は同じ格納部に格納されている。θ　での最後の投影データはＬｌとＲ２グループの組合わせによって形成され、さらに第１の観察像投影データである。

この最後の投影データの配置はＬｌとＲ２に関してＦ　Ｉ　Ｇ２０に示されている。

繰返し格納のためのある一般的なアルゴリズムは、ＦＩＧ１７に示されており、明らかなようにコンピュータで処理を実行するためにプログラムされている。

図２１Ａ１図２１Ｂおよび図２２は１つの検波クリスタルに対して（例えば４個の）多重コリメータ絞り４００Ａ、４００Ｂ、４００Ｃおよび４００Ｄを用いた実施例を示している。この実施例では、４つの絞りの使用は検波器４０２の表面に入射する４つ（７）７ｔト：／４０２Ａ、４０２Ｂ、４０２Ｃおよび４０２Ｄにそれぞれ関連する相互作用点を１つの絞りに一致させる。（Ｎ＝４であり、クリスタルの径がほぼ５ｃｍである場合にこの例ではほぼ１ｃｍのコリメータ厚みを蓄積的に与える）薄い平行プレートが整列された光学絞り４゜４Ａ、４０４Ｂ、４０４Ｃおよび４０４Ｄ　Ｃ’ｙ＋）スタル４０２から後方に進行するシンチュレーンヨンフォトンに対して透過である物質により形成される）。そのような光学コリメータ絞りはクリスタル４０２に入射する５　１１　Ｋ　ｅ　Ｖのフォトンの相互作用点の位置に一致する。

各フォトダイオード（即ち４０６Ａ、４０６Ｂ、４０６Ｃおよび４０６Ｄ）から得られる信号（即ち、シリコンフォトダイオードおよび光学コリメータを何物にも妨げられずに通過する入射アニヒレーションフォトン（消滅フォトン）４０２Ａ、４０２Ｂ、４０２Ｃおよび４０２Ｄによってそれぞれ位置Ａ、Ｂ、ＣおよびＤでクリスタル４０２に発生するシンチレーションフォトンから得られる信号）がＰＭＴ４１０から得られる高速一致信号を送るための低速一致走査回路４０８に供給される。

光学コリメータ絞り／フォトダイオード等の数を拡張することができ、それにより、弱い位置一致能力にもかかわらず一致の計数値を増加する。複数の絞りの組は（単−絞りの実施例で説明したように）１つの検波器から次の検波器まで異なる墓で進行的にオフセットされ、（象再構成に使用するための実質的に平行な投影像データのレピンセット（ｒｃｂｉｎｎｒｄ　５ｅｌｓ）を得る。

図２２のブロック図は図８と同じの実施例を多数用いており、その動作は上述した観点から当業者には明かであると思われる。チャンネルカウンタの増加数は記述されている（人力はチャンネルカウンタにフォトダイオードアレイ出力の関数として低速一致回路４０８によって走査される）。

上記実施例は単一リング装置として説明されているけれども、当業者は中なる模写（および適当なさらの一般的な信号処理）によって、この実施例はリングアレイの所望の数まで軸方向に拡張できる（よって、三次元画像処理機能を提供する）。三次元ＰＥＴ画像処理は当業者にとって明かであるとして提示できる。更に、好適な実施例はシンチレーションクリスタルとフォトマルチプライヤ管との１対１の対応を利用しているけれども、アンガ型（Ａｎｇｅｒ−１７ｐｅ）位置識別はシンチレーションクリスタルの異なる数（大きさ）のアレイ内でＰＭＴアレイを利用するように用いてもよい。

若干の実施例は詳細に説明されているが、当業者はこの発明の新規な特徴及び利点を維持しながら多くの変形がこれら実施例においてなし得ることを認識している。従って、全ての変形は請求の範囲の範囲内に含まれる。

（先行技術　）ＣＦＩｏ、２ｃＦＩＧ、５ｃＦＩＧ、　７ｃＦＩＧ、　１０１２Ｂレイ／視野径　２ｍｍｍｒｎｃＦＩＧ、　１１ｃＦＩＧ、　１２ｃＦＩｏ、　１３ｃＦＩｏ、　１４ｃＦＩＧ、１８ｃＦＩＧ、　１９ ’ＦＩＣ，２０ＣＦＩＧ、２１Ａ国際調査磐失１酎−ｆｌＩ狙１醪＾＠＠ＩＩζコ１１６’”ＰＣＴ／１ｌｓ９０１０３４９１！

Claims

【特許請求の範囲】

（１）．アレイ・ディメンジョンの周囲に、システムのイメージ分解能をほぼ越えるように配置されたコリメータ・ガンマ線の各検出器を有するリングアレイであって、イメージポリュームの周囲を回転自在に配置されたリングアレイと、前記リングアレイに配置された検出器の機能を有し、検出動作に関係する所定の位置に少なくとも一つのコリメーション・アパーチャーを有する各検出器とを具備する陽電子放出Ｘ線断層撮影（ＰＥＴ）システム。
（２）．前記リングアレイは、検出器がＰＥＴイメージデータを収集するときにそこで固定維持されるそれぞれの位置において、所定の観測アングル位置間を漸次的に回転するように配置されている請求項１記載の陽電子放出Ｘ線断層撮影システム。
（３）．前記各位置に応じた前記検出器から収集したイメージデータセットの一群をリバインド・イメージデータに再分類するリバイニング手段であって、各リバインドされたセットがイメージポリュームを通じて、複数かつほぼ均一に空間分割されたほぼ平行な投射線を有するリバイニング手段をさらに具備した請求項２記載の陽電子放出Ｘ線断層撮影システム。
（４）．前記検出器アレイによって観測されるイメージボリュームの所定部以外から放出する陽電子放出データを識別するタイムオブフライトフィルタリング手段を含む請求項１記載の陽電子放出Ｘ線断層撮影システム。
（５）．検出器の機能として対応する検出器の中心に関して一つの検出で漸新的に変化するようにオフセットされる各コリメータ・アパーチャーを有する前記検出器を備えたリングアレイのほぼ半分に結果的に配置された第１のリングアレイと、前記検出器の中心に関して前記第１の検出に対して、第２の検出で漸新的に変化するようにオフセットされる各コリメータ・アパーチャーを有する前記検出器を備えたリングアレイのほぼ半分に結果的に配置された維持手段とを備えた請求項１記載の陽電子放出Ｘ線断層撮影システム。
（６）．各ガンマ線検出コリメータは複数の孔を有する請求項１記載の陽電子放出Ｘ線断層撮影システム。
（７）．回転自在に配置されたコリメートされたガンマ線検出シンチレーションクリスタルのリングアレイであって、各クリスタルはそれぞれ光電子増倍管に結合され、前記リングアレイは直径Ｄの予め決められたイメージポリュームの周囲に配置されたリングアレイと、ほぼＤの直径の円筒形状を有する前記各検出クリスタルとを具備した陽電子放出Ｘ線断層撮影システム。
（８）．各シンチレーションクリスタルは、他の検出クリスタル上の孔の位置と異なるクリスタル上の予め決められた位置に配置された孔を有するコリメータに付着されたことを特徴とする請求項７記載の陽電子放出Ｘ線断層撮影システム。
（９）．検出器のリングアレイは、前記イメージポリュームに関してほぼ３６０度の回転中、固定された位置間でインクリメント的に回転するように配置されたことを特徴とする請求項７記載の陽電子放出Ｘ線断層撮影システム。
（１０）．各検出器は、これらの検出器から取得されるほぼ平行な放射線投影画像データセットの放射線ライン間で予め決められた間隔を表す整数倍の予め決められた放射線間隔で他の検出器上の孔の位置と異なる予め決められた位置に配置された孔を有するコリメータを含むことを特徴とする請求項７４記載の陽電子放出Ｘ線断層撮影システム。
（１１）．ＰＥＴ画像ポリュームの周辺にＮ個の間隔を置いて配置されるコリメータエレメントを有し、複数のコリメータ孔を除いてＮ個のガンマ線検出器のさらに外側のリングをシールドする回転自在のリングアレイを具備し、前記コリメータ孔は、ほぼ一様に分布されほぼ平行な放射線投影ＰＥＴ画像データの複数のセットを含む前記回転可能リングのそれぞれ複数の観測位置でガンマ線検出のための予め決められた投影放射線を明示するために配置されたことを特徴とする陽電子放出Ｘ線断層撮影システム。
（１２）．前記ガンマ線検出リングは、光電子増倍管に光学的に結合され共同回転のための各コリメータエレメントに付着されるセパレートガンマ線検出シンチレータクリスタルを含むことを特徴とする請求項１１記載の陽電子放出Ｘ線断層撮影システム。
（１３）．各コリメータエレメントの孔は、対応する検出器部分が他の検出器からオフセットされている対応する検出器について予め決められた位置に配置されることを特徴とする請求項１１記載の陽電子放出Ｘ線断層撮影システム。
（１４）．前記孔位置は、投影ＰＥＴ画像データの第２セット生成するために連続的に再記憶することが可能な投影ＰＥＴ画像データの第１セットを生成するために位置決めされ、各第２セットは画像ポリュームを通して共通の観測角で複数のほぼ等しく空間的に離れほぼ平行な投影放射線を含むことを特徴とする請求項１１記載の陽電子放出Ｘ線断層撮影システム。
（１５）．前記各検出器は、Ｄのアレイディメンジョンおよび前記均一に分散された投影ＰＥＴイメージデータを有し、少なくともＤの直径の円筒形状を有する所定のイメージポリュームを通じてほぼ均一に分散されたことを特徴とする請求項１１記載の陽電子放出Ｘ線断層撮影システム。
（１６）．各コリメータエレメントの孔は、対応する検出器を使用して所定のデイメンジョンＲの整数倍で比例する他のコリメータエレメントの孔からオフセットされていることを特徴とする請求項１５記載の陽電子放出Ｘ線断層撮影システム。
（１７）．投影ＰＥＴイメージデータのセットを生成するために、前記検出器リングから得られるＰＥＴイメージデータをリバイニングするリバイニング手段を含み、前記投影ＰＥＴイメージデータの各セットはディメンジョンＲにより空間分割された複数のほぼ平行な投影放射線を含むことを特徴とする請求項１６記載の陽電子放出Ｘ線断層撮影システム。
（１８）．イメージポリュームの回りに環状に分散配置された光電子検出器を持つリングアレイと、各光電子検出器は、アパーチャー付きのコリメータを有しており、アパーチャーは、前記イメージポリュームの中心かせオフセットされた投射線ラインに沿ってイメージポリューム内の放射線欠核種の放射によって発生される対向指向された光電子が複数の対向配置された検出器によって観察されるように、他の検出器と異なった所定のディメンジョンだけその対応する検出器の中心からオフセットされており、複数組の投射イメージデータを生成するために、前記検出器のリングおよび対応するコリメータを、前記イメージポリュームに対して連続した観察アングルだけ回転させる手段とを具備するコンピュータ断層イメージシステム。
（１９）．前記回転手段は、検出器の配置がイメージデータが採取される状態に再び一時的に固定されるような各新しいビユーアングルポジションに回転位置が漸次的に変化する前に、放射データが累積される状態で検出器を固定観察アングルポジションに保持する請求項１８記載のシステム。
（２０）．各観察アングルにおいて連続的に採取したイメージデータセットをリバインドしてリバインドされたイメージデータセットを生成するリバイニング手段であって、このような各リバインドされたセットは、イメージポリュームに関して所定のビューアングルで前記イメージボリユームに亙る複数の空間分割された実質的に平行な投射線を具備しているリバイニング手段をさらに具備している請求項１９記載のシステム。
（２１）．各光電子検出器は、光電子増倍管に光結合されたＢａＦ２シンチレータクリスタルを具備し、光電子増倍管はその対応するコリメーターアパーチャーを介してシンチレータークリスタルに入射される光電子を示す電気パルス出力を供給し、対向配置された検出器から放射された実質的に一致するパルスを検出する電気パルス処理回路であって、イメージポリュームの所望部分からの放射でなければ検出された一致物をフィルタリング出力するタイムオブフライト電気タイミング回路を含んでいる電気パルス処理回路と、前記パルス処理回路からのフィルタリングされた出力をカウントして、対向配置された１組の検出器の間の投射線ラインに沿って所望のイメージポリューム内で発生された放射物の数を表す第１セットのイメージデータを採取する手段と、前記第１セットのイメージデータの個々のメンバを第２セットのイメージデータにリバインドする手段であって、前記第２セットの各々は、イメージポリュームに対して所定の観察アングルで前記イメージポリュームに亙る複数の実質的に等しく空間分割された実質的に平行な投射線ラインに沿って発生された陽電子放射物を表すデータメンバを具備しているリバインド手段とをさらに具備している請求項２０記載のシステム。
（２２）．前記検出器は２３個あり、各々は回転可能なリング状ガントリの内周に沿ってほぼ５ｃｍの間隔をおいて配置されている請求項１８記載のシステム。
（２３）．各コリメーターは、環状アレイの方向にほぼ４ｍｍのアパーチャーを有し、アパーチャーは、各連続する検出器のセンタから −Ｘ＋（ｉ−１）Ｒｍｍ（ｉ＝１〜１２検出器１〜１２に対応する）Ｙ−（ｉ−１３）Ｒｍｍ（ｉ＝１３〜２３検出器１３〜２３に対応する１３〜２３）だけオフセットされ、ここで、ＸおよびＹは対向方向における最大のアパーチャーオフセットを規定しており、Ｒは投射データサンプル間の線間隔であり、検出器番号はリングアレイ内周に沿って順次配置された検出器に対応して順次割り当てられている請求項２２記載のシステム。
（２４）．前記回転手段は前記検出器に対して約３６０°の回転を提供する請求項１８記載のシステム。
（２５）．前記回転手段は前記検出器に対して実質的に９０°を越える回転を提供する請求項１８記載のシステム。
（２６）．各コリメータは複数のアパーチャーを有し、このような各アパーチャーは光−電気トランスジューサに関連し、光−電気トランスジューサは、検出器に接続された高速一致回路の出力を方向付けるために使用される低速一致回路に接続されており、これによって入射される一致した光電子の位置は複数のアパーチャーの個々の１つに関連づけられる請求項１８記載のシステム。
（２７）．イメージポリュームに沿って配置されたＮ個のガンマ線検出器を持つ回転可能に搭載されたリングアレイと、前記各検出器はガンマ線コリメータ付きのシンチレーションクリスタルを有し、ガンマ線コリメータは円周ディメンジョンにおいて空間的に離れた複数Ｍ個のアパーチャーを有しており、各クリスタルにおけるＭ個のアパーチャーのグループは、クリスタルに関して、他のＮ−１個のクリスタルに関連する配置グループと異なった相対位置に配置されているコンピュータ断層イメージシステム。
（２８）．ガンマ線コリメータに加えて各検出器に配置された光コリメータと、前記光コリメータはクリスタルからシンチレーション光電子を通過させるための複数Ｍ個の光アパーチャーを有し、複数Ｍ個の光アパーチャーは、ガンマ線コリメータのＭ個のアパーチャーとそれぞれ並んでいおり、それぞれ対応するコリメータアパーチャーを通してクリスタルから通過されるシンチレーション光電子をインターセプトするために、光コリメータの各アパーチャーに関連して配置された第１の光電気トランスデューサとを具備するコンピュータ断層イメージシステム。
（２９）．前記ガンマ線検出器のリングアレイに直接的に光結合された第２の光 −電気トランスデューサのアレイと、前記第２の光電気トランスデューサのアレイに接続され、実質的に一致するシンチレーションが対向配置されたシンチレーションクリスタル内で発生された時に、電気パルスを発生する複数の第１の一致回路と、前記第１の光−電気トランスデューサに接続され、所定のクリスタルに関連する前記Ｍ個のアパーチャーのどの固有の１つが、対向配置されたクリスタルにおける実質的に同時のシンチレーションイベントに対応するガンマ線光電子を通過させたかを示すステアリング信号を生成する複数ＭＰ個の低速一致回路と、複数ＭＰ個のイベントカウンタと、前記ステアリング信号によって制御され、前記Ｐ個の高速一致回路からの復数Ｐ個の入力を受取り、前記入力の選択された１つを、前記ＭＰ個のイベントカウンタの選択された１つに方向付けるステアリング回路とをさらに具備する請求項２９記載のシステム。
（３０）画像ポリュームについてコリメートされたガンマ線検出器のリングアレイを回転し、前記検出器は他の検出器における同様な孔の位置と異なる位置に配置された少なくとも１つのコリメータ孔を有し、リングアレイのそれぞれ複数の回転位置で一致位置エミッションデータを取得し、前記データをＰＥＴ投影画像データのほぼ同じ間隔でほぼ平行な放射線のセットに再記憶することを特徴とするポジトロンエミッション断層（ＰＥＴ）システムにおける投影画像データ生成方法。
（３１）前記リングアレイを回転するステップは、投影画像データの取得中固定された状態の検出器を位置決めする各観測角位置で予め決められた観測角位置の間において前記リングアレイをインクリメント回転することを含むことを特徴とする請求項３０記載のポジトロンエミッション断層システムにおける投影画像データ生成方法。
（３２）前記検出器アレイによって観測される画像ポリュームの所定部以外から放出するポジトロンエミッションデータを識別するステップを含むことを特徴とする請求項３０記載のポジトロンエミッション断層システムにおける投影画像データ生成方法。
（３３）各ガンマ線検出コリメータは複数の孔を有することを特徴とする請求項３０記載のポジトロンエミッション断層システムにおける投影画像データ生成方法。
（３４）コリメートされたガンマ線検出シンチレーションクリスタルのリングアレイを回転し、各クリスタルはそれぞれ光電子増倍管に結合され、前記リングアレイは直径Ｄの予め決められた画像ポリュームの周囲に配置され、前記各検出クリスタルはほぼＤの直径の円筒形状を有し、前記回転中に連続する観測角で投影画像データを取得することを特徴とするポジトロンエミッション断層（ＰＥＴ）方法。
（３５）各シンチレーションクリスタルは、他の検出クリスタル上の孔の位置と異なるクリスタル上の予め決められた位置に配置された孔を有するコリメータに付着されることを特徴とする請求項３４記載のポジトロンエミッション断層方法。
（３６）検出器のリングアレイは、前記画像ポリュームに関してほぼ３６０度の回転中、固定された位置間でインクリメント的に回転することを特徴とする請求項３４記載のポジトロンエミッション断層方法。
（３７）各検出器は、これらの検出器から取得されるほぼ平行な放射線投影画像データセットの放射線ライン間で予め決められた間隔を表す整数倍の予め決められた放射線間隔で他の検出器上の孔の位置と異なる予め決められた位置に配置された孔を有するコリメータを含むことを特徴とする請求項３４記載のポジトロンエミッション断層方法。
（３８）ＰＥＴ画像ポリュームの周辺にＮ個の間隔を置いて配置されるコリメータエレメントのリングアレイを回転し、複数のコリメータ孔を除いてＮ個のガンマ線検出器のさらに外側のリングをシールドし、前記コリメータ孔は、ほぼ一様に分布されほぼ平行な放射線投影ＰＥＴ画像データの複数のセットを含む前記回転可能リングのそれぞれ複数の観測位置でガンマ線検出のための予め決められた投影放射線を明示するために配置され、前記リングアレイのほぼ３６０度の回転中に前記画像データを取得することを特徴とするポジトロンエミッション断層（ＰＥＴ）方法。
（３９）前記ガンマ線検出リングは、光電子増倍管に光学的に結合され共同回転のための各コリメータエレメントに付着されるセパレートガンマ線検出シンチレータクリスタルを含むことを特徴とする請求項３８記載のポジトロンエミッション断層方法。
（４０）各コリメータエレメントの孔は、対応する検出器部分が他の検出器からオフセットされている対応する検出器について予め決められた位置に配置されることを特徴とする請求項３８記載のポジトロンエミッション断層方法。
（４１）前記孔位置は、投影ＰＥＴ画像データの第２セット生成するために連続的に再記憶することが可能な投影ＰＥＴ画像データの第１セットを生成するために位置決めされ、各第２セットは画像ポリュームを通して共通の観測角で複数のほぼ等しく空間的に離れほぼ平行な投影放射線を含むことを特徴とする請求項３８記載のポジトロンエミッション断層方法。