JPH04506259A - 拡大検出器回転リングアレイpetスキャナ - Google Patents
拡大検出器回転リングアレイpetスキャナInfo
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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 (SP
ECT)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−RCsoluti
on 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 Po
5itron Emission Tomograph7− From DCl
ectors jo Algorilbms −、’ IEEE Trxnsz
c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 (GC
nng et gl−’The Developm?nl of Aspect
。
An Annulxr SinglCCr7stal Btain Camer
a For High Efficiznc7 Sp!cj、 ’IEEE T
ransac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 Bod
y PET Machins、 ’IEEE Transactions of
Nuclsar 5ciencz、 Vol。
35m、 Noy 1. pebruary、 1988. pp680−68
4. )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 5cien
ct、 Mo1.35. No、1. February 198B、pp 6
70−674゜)
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 2.6M
lllRe5olution、’ 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 (Deren
xo tl at −’In1tial Re5ults FfomlheDo
nnsr 600 Crystal Po5itron Tomogr!ph、
’ IEEE Transactions on Nuclear 5cien
ce、 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 5
PECT xnd PET、 ’IEEE T+xnsactions on
NuclearScienct、 Vol、 35. No、I、 Febru
ary 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 (Lewelle
n el 2i −’Pcrtormance Measurements O
f Thr 5P3000/υW Time−Of−Flight Po5it
ron Emission Tomograph、’ IEEE Transg
clions on Nuclear 5cience、 Vol、35. N
o、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 5cie
nce、 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 Po5
ition Emission Tomograph tlsing 5oli
d SI=teScinlil1gtion Dslectors、’ IEE
E Transactions on Nuclegr 5cience、Vo
l、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(An
ger−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PM
T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P
MT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)(19
71年)
米国特許公報節4,295.047号;コガ他(Kogaet al)(198
1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(Hatt
ori 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 a
l)(1984年)米国特許公報節4,514,632号;パレット(Barr
ett)(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(Gen
na 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 Syst
em for Neuroreceptor 5tudies in theH
uman 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FW
HM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(Bi
ce 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2
3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1
5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(Coincids
ncclin!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++++1hilx
fion 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10
4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、 20
0B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21
2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+++be
r) (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 fl
oride) (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 IV
I 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(Iorm
ulge)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 dg
fz)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60
4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、F
IG9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(rsb
inning )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FIG1
8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)402
A、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、2
cFIG、5
cFIG、 7
cFIG、 10
12Bレイ/視野
径 2mm
mrn
cFIG、 11
cFIG、 12
cFIo、 13
cFIo、 14
cFIG、18
cFIG、 19
’FIC,20
CFIG、21A
国際調査磐失
1酎−flI狙1醪^@@IIζコ116’”PCT/1ls90103491
!
Claims (41)
- (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13〜2 3) 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2 2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2 9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3 8記載のポジトロンエミッション断層方法。
Applications Claiming Priority (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
US368,707 | 1989-06-20 | ||
US07/368,707 US4980552A (en) | 1989-06-20 | 1989-06-20 | High resolution PET scanner using rotating ring array of enlarged detectors having successively offset collimation apertures |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH04506259A true JPH04506259A (ja) | 1992-10-29 |
Family
ID=23452410
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP2511272A Pending JPH04506259A (ja) | 1989-06-20 | 1990-06-18 | 拡大検出器回転リングアレイpetスキャナ |
Country Status (3)
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---|---|
US (1) | US4980552A (ja) |
JP (1) | JPH04506259A (ja) |
WO (1) | WO1990016001A2 (ja) |
Cited By (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2009522582A (ja) * | 2006-01-09 | 2009-06-11 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | Toffovを介するランダム低減 |
WO2014033785A1 (ja) * | 2012-08-30 | 2014-03-06 | 株式会社島津製作所 | 放射線断層撮影装置 |
Families Citing this family (34)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US5323007A (en) * | 1992-02-07 | 1994-06-21 | Univ. Of Chicago Development Corp. Argonne National Laboratories | Method of recovering tomographic signal elements in a projection profile or image by solving linear equations |
US5331553A (en) * | 1992-04-15 | 1994-07-19 | Ugm Medical Systems, Inc. | Three dimensional image reconstruction for a positron emission tomograph |
US5414623A (en) * | 1992-05-08 | 1995-05-09 | Iowa State University Research Foundation | Optoelectronic system for implementation of iterative computer tomography algorithms |
US5502303A (en) * | 1994-07-28 | 1996-03-26 | Trustees Of The University Of Pennsylvania | Electronic phantom source for gamma-ray cameras |
DE69613711T2 (de) * | 1995-11-22 | 2002-05-08 | Picker International Inc., Cleveland | Pet-echtzeitabbildungsverfahren für einzelphotonen-gammakamera |
US5825031A (en) * | 1996-10-11 | 1998-10-20 | Board Of Regents The University Of Texas System | Tomographic pet camera with adjustable diameter detector ring |
US5719401A (en) * | 1996-10-16 | 1998-02-17 | Board Of Regents, The University Of Texas System | Position-sensitive electromagnetic radiation detectors |
US6130430A (en) * | 1997-02-21 | 2000-10-10 | Picker International, Inc. | Septal artifact cancellation in positron emission tomography |
US6353227B1 (en) | 1998-12-18 | 2002-03-05 | Izzie Boxen | Dynamic collimators |
US6346706B1 (en) * | 1999-06-24 | 2002-02-12 | The Regents Of The University Of Michigan | High resolution photon detector |
NL1014401C2 (nl) * | 2000-02-17 | 2001-09-04 | Stichting Tech Wetenschapp | Ceriumhoudend anorganisch scintillatormateriaal. |
US6980683B2 (en) * | 2000-08-28 | 2005-12-27 | Cti Pet Systems, Inc. | On-line correction of patient motion in three-dimensional positron emission tomography |
DE10049734A1 (de) * | 2000-09-28 | 2002-04-11 | Medserv Gmbh | Verfahren zur Ermittlung, Überwachung und Aktualisierung von Korrekturdaten für flüssigkeitsgefüllte Übertragungssysteme |
US6946658B2 (en) * | 2002-07-05 | 2005-09-20 | The Washington University | Method and apparatus for increasing spatial resolution of a pet scanner |
AU2003291467A1 (en) * | 2002-11-12 | 2004-06-03 | The Trustees Of The University Of Pennsylvania | Lanthanum halide scintillators for time-of-flight 3-d pet |
US7412280B2 (en) * | 2003-07-01 | 2008-08-12 | Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc | Systems and methods for analyzing an abnormality of an object |
US7129494B2 (en) * | 2003-09-24 | 2006-10-31 | Radiation Monitoring Devices, Inc. | Very fast doped LaBr3 scintillators and time-of-flight PET |
US7329874B2 (en) | 2003-09-24 | 2008-02-12 | Radiation Monitoring Devices, Inc. | Lu1-xI3:Cex-a scintillator for gamma-ray spectroscopy and time-of-flight pet |
US7405404B1 (en) * | 2004-09-23 | 2008-07-29 | Radiation Monitoring Devices, Inc. | CeBr3 scintillator |
US7518114B2 (en) * | 2004-11-10 | 2009-04-14 | General Electric Company | Method and system for imaging a patient |
CN101088028B (zh) * | 2004-12-22 | 2011-08-31 | 皇家飞利浦电子股份有限公司 | 实时列表模式重建 |
US7227149B2 (en) * | 2004-12-30 | 2007-06-05 | General Electric Company | Method and system for positron emission tomography image reconstruction |
US10048392B2 (en) | 2008-02-21 | 2018-08-14 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | Nuclear imaging scanner with event position-identifying accelerometers |
US20090212224A1 (en) * | 2008-02-21 | 2009-08-27 | James Mark Long | Nuclear imaging scanner with event position-identifying accelerometers |
US7884331B2 (en) * | 2008-09-19 | 2011-02-08 | Jefferson Science Associates Llc | Compact and mobile high resolution PET brain imager |
JP5246895B2 (ja) * | 2009-03-23 | 2013-07-24 | 独立行政法人放射線医学総合研究所 | 検出器回動型放射線治療・画像化複合装置 |
EP2433261B1 (en) | 2009-05-20 | 2014-03-05 | Koninklijke Philips N.V. | Continuous time-of-flight scatter simulation method |
CN101856236B (zh) | 2010-06-13 | 2012-07-04 | 苏州瑞派宁科技有限公司 | 一种应用适应性的正电子发射断层成像方法及装置 |
US20120056095A1 (en) * | 2010-09-03 | 2012-03-08 | Scott Metzler | Collimation apparatus for high resolution imaging |
GB2494123A (en) * | 2011-08-30 | 2013-03-06 | Ucl Business Plc | Radiation Detector |
CN103099639B (zh) * | 2013-03-01 | 2014-12-24 | 江苏中惠医疗科技股份有限公司 | Pet成像***的环形拓扑结构及其实现方法 |
US9291723B2 (en) * | 2013-06-27 | 2016-03-22 | Savannah River Nuclear Solutions, Llc | Instrument for assaying radiation |
US9606245B1 (en) | 2015-03-24 | 2017-03-28 | The Research Foundation For The State University Of New York | Autonomous gamma, X-ray, and particle detector |
US10353087B1 (en) | 2018-04-17 | 2019-07-16 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | Coincidence circuit with splitter |
Family Cites Families (16)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US3585387A (en) * | 1968-08-01 | 1971-06-15 | Roland C Bramlet | Radiation detection and imaging machine |
JPS5594175A (en) * | 1979-01-12 | 1980-07-17 | Kagaku Gijutsucho Hoshasen Igaku Sogo Kenkyusho | Position tomograph |
JPS5599087A (en) * | 1979-01-23 | 1980-07-28 | Shimadzu Corp | Emission type tomography |
JPS55129781A (en) * | 1979-03-30 | 1980-10-07 | Kagaku Gijutsucho Hoshasen Igaku Sogo Kenkyusho | Proton cross tomography unit |
JPS5686400A (en) * | 1979-12-14 | 1981-07-14 | Shimadzu Corp | Collimater for radial tomogram device |
JPS5855876A (ja) * | 1981-09-30 | 1983-04-02 | Shimadzu Corp | エミツシヨンct装置 |
US4514632A (en) * | 1981-11-24 | 1985-04-30 | The United States Of America As Represented By The Department Of Health And Human Services | Modular scintillation camera |
US4531058A (en) * | 1982-01-28 | 1985-07-23 | The Massachusetts General Hospital | Positron source position sensing detector and electronics |
US4473749A (en) * | 1982-01-29 | 1984-09-25 | The United States Of America As Represented By The United States Department Of Energy | Clamshell tomograph |
US4584478A (en) * | 1983-02-28 | 1986-04-22 | Digital Scintigraphics, Inc. | Radionuclide annular single crystal scintillator camera with rotating collimator |
US4749863A (en) * | 1984-12-04 | 1988-06-07 | Computer Technology And Imaging, Inc. | Two-dimensional photon counting position encoder system and process |
US4743764A (en) * | 1984-12-04 | 1988-05-10 | Computer Technology And Imaging, Inc. | Two dimensional photon counting position encoder system and process |
US4733083A (en) * | 1986-06-18 | 1988-03-22 | Clayton Foundation For Research | Light guides for a positron emission tomography camera |
US4782233A (en) * | 1986-06-20 | 1988-11-01 | Digital Scintigraphics, Inc. | Multifield collimator system and method and radionuclide emission tomography camera using same |
US4748328A (en) * | 1986-07-10 | 1988-05-31 | The University Of Iowa Research Foundation | Single photon emission computed tomograph using focused modular collimators |
US4774410A (en) * | 1987-09-02 | 1988-09-27 | Siemens Gammasonics, Inc. | Asymmetric S.P.E.C.T. collimator which surrounds the patient |
-
1989
- 1989-06-20 US US07/368,707 patent/US4980552A/en not_active Expired - Fee Related
-
1990
- 1990-06-18 WO PCT/US1990/003498 patent/WO1990016001A2/en unknown
- 1990-06-18 JP JP2511272A patent/JPH04506259A/ja active Pending
Cited By (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2009522582A (ja) * | 2006-01-09 | 2009-06-11 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | Toffovを介するランダム低減 |
WO2014033785A1 (ja) * | 2012-08-30 | 2014-03-06 | 株式会社島津製作所 | 放射線断層撮影装置 |
JPWO2014033785A1 (ja) * | 2012-08-30 | 2016-08-08 | 株式会社島津製作所 | 放射線断層撮影装置 |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
WO1990016001A3 (en) | 1991-02-07 |
WO1990016001A2 (en) | 1990-12-27 |
US4980552A (en) | 1990-12-25 |
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