【手続補正書】
【提出日】平成16年2月23日(2004.2.23)
【手続補正１】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】全文
【補正方法】変更
【補正の内容】
【発明の名称】    放射線検出システムのデジタルピーク検出器
【特許請求の範囲】
【請求項１】  電流スパイクを放出することによって入射γ放射事象に反応する半導体検出器のアレイと、
上記スパイクをガウスパルスに広げる整形回路と、
上記ガウスパルスのピークの振幅を検出するピーク検出器と、
上記γ放射事象を受けた検出器の識別情報及び対応する検出されたピークの高さから画像表示を再構成する再構成プロセッサとを含む核医学撮像装置。
【請求項２】  上記検出器のアレイは、マルチチャネルのテルル化カドミウム亜鉛のアレイである請求項１記載の核医学撮像装置。
【請求項３】  上記検出器アレイに入射する上記γ放射線を平行にするために、互いに平行に配置されるタングステンプレートを更に含む請求項１又は２記載の核医学撮像装置。
【請求項４】  上記ガウスパルスの上記振幅を繰返しデジタル化し、一連のデジタルパルス振幅を生成する少なくとも１つのアナログ−デジタル変換器を更に含む請求項１乃至３のうちいずれか一項記載の核医学撮像装置。
【請求項５】  上記ピーク検出器は、連続するデジタルパルス振幅を比較して、最大デジタル振幅を探し出す請求項１乃至４のうちいずれか一項記載の核医学撮像装置。
【請求項６】  上記ピーク検出器は、上記最大デジタル振幅の後の連続するデジタルパルス値を比較し、上記最大デジタル振幅の後に増加するデジタルパルス値に対する上記放射事象を拒絶する請求項１乃至５のうちいずれか一項記載の核医学撮像装置。
【請求項７】  上記ピーク検出器によるピーク検出に反応して、予め選択される数の連続デジタルパルス振幅をサンプリングし、デジタルピーク振幅を生成するアキュムレータを更に含む請求項１乃至６のうちいずれか一項記載の核医学撮像装置。
【請求項８】  上記デジタルパルス振幅は１０ビットであり、
上記アキュムレータは、上記デジタルピーク振幅が１２ビットとなるよう４つのデジタルパルス値を合計する請求項１乃至７のうちいずれか一項記載の核医学撮像装置。
【請求項９】  上記ピーク検出器は、各デジタルパルス値を、先行するデジタルパルス値と比較するデジタルコンパレータを含む請求項１乃至８のうちいずれか一項記載の核医学撮像装置。
【請求項１０】  上記整形回路は、高次のパルス整形フィルタを含む請求項１乃至９のうちいずれか一項記載の核医学撮像装置。
【請求項１１】  事象情報を決定する複数の事象アナライザを更に含み、
上記事象情報は、受けた放射事象の論理的真と、
個々の検出器が事象を受けた時の上記個々の検出器の位置と、
上記受けた事象のエネルギーとを含む請求項１乃至１０のうちいずれか一項記載の核医学撮像装置。
【請求項１２】  各放射事象に反応して電流スパイクを生成する半導体検出器アレイによって放射事象を検出する段階と、
各電流スパイクを、特性形状を有するパルスに広げる段階と、
各パルスのピーク振幅を検出する段階と、
各放射事象が検出された位置と、対応するピーク振幅から画像表示を再構成する段階とを含む核医学撮像方法。
【請求項１３】  上記ピーク振幅検出段階は、各パルスの振幅を繰返しデジタル化し、複数のデジタルパルス振幅を生成する段階を含む請求項１２記載の方法。
【請求項１４】  上記比較段階では、上記デジタルパルス振幅の下降し始める振幅を探す段階を含む請求項１２又は１３記載の方法。
【請求項１５】  上記デジタルパルス振幅の比較を続ける段階と、
上昇を始める上記デジタルパルス振幅に対し、対応する検出放射事象を切り捨てる段階とを更に含む請求項１２乃至１４のうちいずれか一項記載の方法。
【請求項１６】  上記比較されるデジタルパルス振幅が上昇し続ける継続時間を計時する段階と、
予め選択される時間を超えて上昇し続けることに反応し、対応する検出放射事象を切り捨てる段階とを更に含む請求項１２乃至１５のうちいずれか一項記載の方法。
【請求項１７】  上記検出されるデジタルピーク振幅に複数の付近のデジタルパルス値を合わせることによって、上記検出されるデジタルピーク振幅の分解能を増加する段階を更に含む請求項１２乃至１６のうちいずれか一項記載の方法。
【請求項１８】  上記デジタルパルス振幅は１０ビットであり、上記デジタルピーク振幅が１２ビットとなるよう４つのデジタルパルス振幅が合計される請求項１２乃至１７のうちいずれか一項記載の方法。
【請求項１９】  上記広げる段階は、上記電流スパイクに高次のフィルタリングを施す段階を含む請求項１２乃至１８のうちいずれか一項記載の方法。
【請求項２０】  上記特性形状を有するパルスは、１．０乃至１．５μ秒のピーク時間を有するガウスパルスである請求項１２乃至１９のうちいずれか一項記載の方法。
【請求項２１】  ピーク振幅を検出する段階は、
上記特性形状を有するパルスの前縁を検出する段階と、
パルス値の上昇が止むのを待ちながら上記パルスをデジタル化する段階と、
上記パルス値が上昇を止めたときを検出する段階と、
４つの連続パルス値をサンプリングする段階と、
上記４つの連続パルス値を合計し、１つの高分解能値にする段階と、
上記高分解能値を記憶バッファに転送する段階と、
アイドル状態に戻る段階と、
予期しないデータを拒絶する段階とを含む請求項１２乃至２０のうちいずれか一項記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
［発明の背景］
本発明は、放射線検出技術に関連する。本発明は、特に、核医学カメラ（nuclear camera）に使用される電子製品と共に適用され、本発明は、核医学カメラに使用される電子製品を特に参照しながら説明する。しかし、本発明は上述した用途に制限されるものではないことを理解するものとする。
【０００２】
従来において、核医学撮像は、放射能源を使用して被験者の解剖学的構造を撮像した。一般的に、放射性医薬品が患者に注入される。この放射性医薬品は、予測可能なレートで崩壊する原子を含む。原子が崩壊する度に、原子はγ線を放出する。このγ線が検出される。γ線が検出された位置及びγ線のエネルギーといった情報から、被験者の内部の表現が再構成される。
【０００３】
一般的に、核医学カメラは、１つ、２つ、又は、３つの検出器ヘッドを有する。各ヘッドは、ドープされたヨウ化ナトリウムといった大きいシンチレータシートを有し、これは、入射する放射線光子をシンチレーション、即ち、閃光に変換する。光電子倍増管のアレイが、シンチレータの背部に配置され、閃光を監視する。光電子倍増管及び関連付けられる回路の出力は、ヨウ化ナトリウム液晶上における各シンチレーションの座標とそのエネルギーを示す。しかしながら、大きいシンチレータ液晶及び光電子倍増管のアレイを使用する場合、様々な点で不均等及び不正確となる。
【０００４】
このような種類の検出器は、一度に１回の放射事象しか処理することができない。一般的に、時間的に近接しすぎて検出器に入射するγ線は、無視される。リセット時間は、液晶の残光によって部分的に決定され、また、残光よりは少ない度合いだが、電子装置の処理時間によって決定される。
【０００５】
単一の大きなシンチレータと光電子倍増管を使用するのではなく、小さいシンチレータのアレイを使用することが提案されており、各小さいシンチレータは、個々のシンチレーション液晶におけるシンチレーションを感知するフォトダイオード又は他の光電子装置が関連付けられる。他の種類の半導体検出器も提案されている。
【０００６】
従来において、半導体検出器からのデータを処理する最も一般的な方法は、放出された電荷を積算し、結果として得られる波形を整形することによって得られるアナログパルスのピーク電圧を検出することであった。一般的に、このようなピーク検出システムは非線形アナログ回路を使用するが、この回路は、入力電圧が単調に増加する限り、入力電圧に従う。このようなピーク検出回路は通常、高分解能（１２ビット）のアナログ−デジタル変換器（ＡＤＣ）が続き、再構成のために好適なデジタルデータを供給する。ＡＤＣは、アナログピーク検出器が動作するのに十分な時間が与えられて、パルスの開始後のある時点において変換を開始するよう命令される。ＡＤＣ変換時間に続いて、ピーク検出器は、別のパルスを受け取る前にリセットされなければならない。ピークまでの時間（〜１μ秒）と、ＡＤＣ変換時間（〜１−５μ秒）と、リセット時間（アナログ電圧セトリング時間を含む〜５００ナノ秒）の和は「不感時間」となり、この時間の間は、システムは新しいパルスに反応することができない。
【０００７】
更に、このアナログシステムは、単純に構成されていない。つまり、このアナログシステムは、容易に入手可能な部品から形成されていない。非線形構成要素を迅速に制御し、その迅速な制御速度において高い精度を供給するのに必要とされる増幅器は、一般的に、高い電源電流を使用する。高精度のＡＤＣは高価であり、処理速度が遅く、且つ、比較的電力を消費する。
【０００８】
本発明は、上述した問題及び他の問題を解決する新規且つ改善された方法及び装置を提供することを目的とする。
【０００９】
［発明の概要］
本発明の１つの面では、核医学撮像装置が提供される。半導体検出器のアレイが、インカベントのγ照射に反応して電流スパイクを放出する。電流スパイクはガウスパルスに広げられ、パルスの振幅が検出される。再構成プロセッサは、電流スパイクのエネルギー及び位置から画像を再構成する。
【００１０】
本発明のもう１つの面では、核医学撮像方法が提供される。放射事象が、半導体検出器アレイによって検出され、放射線に反応して電流スパイクが生成される。スパイクはパルスに広げられる。各パルスのピーク振幅が検出される。画像は、事象のエネルギーを表すピーク振幅情報、及び、事象位置を表すアドレス情報から再構成される。
【００１１】
本発明の１つの利点は、システムの有効事象の処理時間を短くする点である。
【００１２】
本発明のもう１つの利点は、現行の検出器よりもかなり小さな検出器を提供できる点である。
【００１３】
本発明のもう１つの利点は、検出器が新しいデータを処理できない不感時間が非常に短くなる点である。
【００１４】
本発明のもう１つの利点は、動作するのに必要な供給電圧及び電流は非常に低い点である。
【００１５】
本発明のもう１つの利点は、係数率が改善される点である。
【００１６】
本発明の更なる利点は、現行の検出器よりも維持するのが容易な検出器を提供する点である。
【００１７】
本発明の更なる利点は、当業者には、以下の好適な実施例を読んで理解することにより明らかとなろう。
【００１８】
［好適な実施例の詳細な説明］
本発明は、構成要素及び構成要素の配置、及び、段階及び段階の配置において様々な形をとりうる。図面は、好適な実施例を説明するものに過ぎず、本発明を制限するものではないことを理解するものとする。
【００１９】
図１を参照するに、被験者１０の関心領域は、撮像領域１２内に配置される。好適な実施例では、放射性医薬品１４が被験者の撮像されるべき領域の近くに注入される。例えば、医師が大動脈における閉塞を見たいときには、閉塞の上流の大動脈に同位元素が注入される。もう１つの例では、放射性医薬品が循環系に注入され、関心の細胞組織による選択的な吸収が監視される。
【００２０】
量子物理学において推測されるように、放射性同位元素の原子核は時間の経過と共に崩壊する。崩壊時において、エネルギーが、放射光子、より詳細には、特性エネルギーのγ線の形で放出される。
【００２１】
撮像処理の際に生成されるγ線の多くは、無駄な方向に伝搬して失われる。しかし、一部のγ線は、図示する好適な実施例では薄いタングステン又は他の高ｚのベーンであるコリメータ１６を通り、検出器アレイ１８に衝突する。好適な実施例では、また、図２、３、及び、５を参照するに、検出器アレイ１８は、４×２４個のテルル化カドミウム亜鉛（ＣＺＴ）液晶アレイ２０を含み、それぞれ、４×８個の個々の検出器２２を有する。好適なＣＺＴ実施例では、−６００Ｖの電位差が、電源２４によって検出器アレイの全面に印加される。より具体的には、好適な実施例では、バイアスグリッド２６が検出器アレイの上部に配置され、好適な電圧バイアスを印加する。γ線が検出器に衝突すると、多くの電子が、検出器材料にむけて、その結合から自由にされる。これらの電子は、バイアス電圧によって進められ、出力電極２８上で電気信号を形成する。
【００２２】
好適な実施例では、半導体検出器アレイ１８及びコリメータ１６は、機械化されたドライブ３０に取付けられ、ドライブ３０は検出器アレイを動かす。アレイは、動作の外旋（lateral rotation）成分で動くことが好適ではあるが、様々な軌道が考えられる。一部の適用においては、検出器アレイは可動式ガントリ内に固定して取付けられる。可動式ガントリは、関心の領域の円周で指標付けされる。
【００２３】
好適な実施例では、回転式ガントリ３２に支持体が取付けられ、この支持体は、被験者１０の周りに十分に延在する。モータ制御装置３４は、回転式ガントリ内にある場合は、回転式ガントリ内における検出器アレイ１８の様々な動作を選択し、また、撮像領域の周りにおけるガントリ３２の段階的又は連続的な回転を選択する。
【００２４】
ＳＰＥＣＴ撮像において、コリメータ１６は、検出器アレイ１８へのアクセスを、所定の経路又は軌道、例えば、検出器アレイ１８の面に対し垂直な軌道に従う放射線に制限する。このようにすると、各放射事象は、放射性同位元素が崩壊した軌道を画成する。可動式ガントリ３２が静止したままであると、検出器は、関心の領域における放射性同位元素の分布の投影画像を画成する。事象アナライザ４２が、各事象が検出器アレイに衝突する位置、即ち、検出器が各事象を受ける位置と、放射事象のエネルギー量を決定する。検出器アレイの各静止位置において収集された放射事象は、アーカイブ又は他のバッファメモリ４４に格納される。回転式ガントリ３２が、被験者の周りを異なる角度位置に回転されるにつれて、異なる角度方向からの複数の投影画像が収集される。再構成プロセッサ４６は、アーカイブメモリ４４からのデータを逆投影し、そうでなければ、再構成して、３次元画像表現を形成し、これは、３次元画像メモリ４８内に格納する。ビデオプロセッサ５０は、技師の制御下で選択的に３次元画像表現の一部を取出し、それらを、ビデオ、アクティブマトリクス、又は、人間によって読取り可能な他のモニタ５２上において表示するのに好適な形式に変換する。
【００２５】
図３を参照し、また、図１及び２を続けて参照するに、受けられたγ線は検出され、γ線のエネルギーは、検出器アレイに取付けられる電子装置によって測定される。γ線が多数の検出器のうちの１つに衝突する度に、γ線は電子を放出し、出力電気パルスを生成する。回路基板６２に取付けられる前置増幅器６０及び関連付けられる電子装置６４は、低レベルの出力パルスを増幅し、パルスを広げ、パルス下の領域を測定し、その領域をアナログ出力に変換し、閾値を超えると信号をトリガし、デジタイザ及びデジタルピーク検出器へのアナログ電圧を多重化する。デジタルピーク検出器は、一連の測定を、離れた位置に取付けられる事象アナライザ４２の一部に送信する。
【００２６】
より具体的には、出力パルスの形状は、標準的なδ関数、即ち、無限の高さと無限小の幅を有するが、有限の領域を有する関数を表す。より容易に処理可能な信号を得るために、スパイクは、実質的に同一の領域を有するが、測定可能な高さを有するガウス曲線に広げられる。スパイクは、高次のローパスフィルタによってフィルタリングされ、約３μ秒の継続時間に伸ばされることが好適である。このガウスパルスは、好適には２０ＭＨｚでデジタル化され、このことは図４に示す。
【００２７】
図５を参照するに、前置増幅器６０はこれらのスパイクを増幅且つ伸ばして、パルスにし、パルスの下の領域は、下流側の回路６４によってより容易に測定することができる。高速検出には、短いパルスが有利である。パルス下の領域の正確な測定には、長い継続時間を有するパルスが有利である。好適な実施例では、約３μ秒の継続時間が好適である。
【００２８】
パルス時には、好適な実施例のデジタルピーク検出器システム７０は、パルスの前縁トリガ２００に反応してアイドル状態から「目覚め」、即ち、アクティブとなる。システムは信号を監視し、デジタル入力パルスの多数の単調に増加するサンプルを確認する。システムは入来データストリームが上昇するのを止めるまで待機する。入来データストリームの上昇が止むことは、ピークに達したことを示唆する。システムは、ピークの辺りの幾つかのサンプルを加算することにより、効果的に高い分解能結果を生成し、後続のクロックサイクルでは、システムはリセットされて、新しいパルスを処理する準備が整えられる。
【００２９】
上述した過程を図６に示すが、以下により詳細に説明する。システムは、信号を待機しているアイドル状態の状態０（７２）から開始する。所定の閾値電圧を感知することにより、システムは、アイドル状態から脱する。これにより、システムは、周囲雑音から影響を受けにくくなる。状態０（７２）のトリガが真となると、即ち、信号があるとすると、システムは状態１（７４）に進む。
【００３０】
状態１（７４）では、システムは、フィルタ及びデジタイザを通されるべき信号を能動的に待ち受け、且つ、信号の前縁を待つ。システムは、デジタル信号が上昇し始めるまで状態１（７４）のままにされる。
【００３１】
状態２（７６）において、システムは、信号がピークに到達するまで待機する。システムは、信号の各部分を１つ前の信号と比較することによってピークの到達を待機する。信号の各部分が前の部分より大きい場合は、システムは、状態２（７６）のままとなる。検出される信号が、信号の前の値より小さい場合は、システムは、状態３（７８）に進み、ここでは、ピークに到達したことが検出される。状態２（７６）は、タイムアウト特徴を有するので、システムが予期される時間内にピークを検出することができなければ、状態０（７２）にリセットするようにされる。ピークに到達するのに、割当てられている時間よりも長い時間がかかる場合は、同一の検出器に１つ以上の事象が発生したものと思われ、これは、結果として予期されるよりも長い立ち上がりとなる。この場合、システムは、データを送ることなくリセットされる。
【００３２】
状態３（７８）、状態４（８０）、状態５（８２）、状態６（８４）、及び、状態７（８６）はそれぞれ、連続的なクロックサイクルで起きることが理想的である。信号が正常に動作すると、ピークの４つの連続的な値が記録され（状態３（７８）、状態４（８０）、状態５（８２）、及び、状態６（８４）のそれぞれにおいて１つの値）、合計され、状態７（８６）において、事象アーカイブ４４に転送される。状態７（８６）の後、サイクルは完了し、システムは、アイドル状態０（７２）に戻り、次の事象を待ち受ける。
【００３３】
状態８（８８）、状態９（９０）、及び、状態１０（９２）は、予期しないデータがあるときにのみ発生する。システムは、降下し始めた後に信号が上昇する場合は、２つのクロックサイクル（状態８（８８）及び状態９（９０））間のみ待ち、データが予期するようにに動作しない場合は、パルスは、状態１０（９２）において拒絶され、システムは、事象アーカイブ４４にデータを転送することなくアイドル状態０（７２）に戻る。
【００３４】
図７を参照するに、ＡＤＣ１００から入るデータは、１０ビットマグニチュードコンパレータ１０２のＡポート及びＢポートに供給される。Ｂ＞Ａであるとき、これはピークに到達したことを示し、ピーク検出器１０４は１２ビットアキュムレータ１０６をトリガして、続く４つのデジタルサンプルを合計し、４つの１０ビット信号の平均を効果的に、高分解能の１２ビット値にする。画素アドレス１０８が信号に添付され、サンプリングされたピークに対応するγ線を受けた位置における個々の検出器又はインジケータが識別される。
【００３５】
図８は、ガウスパルスに変更された信号の一例と、変更された結果起こる活動を示す。線１１０は状態２（７６）に対応し、閾値を超えた後にサンプリングがトリガされるが、検出システム７０は依然としてピークを待機し続ける。線１１２は、ピークが感知され、４つの１０ビットデジタル値がサンプリングされ、合計された状態である。線１１４は、送られたリセット信号であり、この信号は、データ収集が完了したことを示す。線１１６は、状態７（８６）においてデータが事象アーカイブ４４に転送される時間を示す。線１１８では、システム７０は状態０（７２）にリセットされる。
【００３６】
代替の実施例では、放射能源は、被験者の検出器アレイとは反対側に取付けられ固定される。このようにすると、被験者の外側において、放射性材料又は低出力Ｘ線管の点状源又は線線源からのγ線は、被験者を通る。
【図面の簡単な説明】
【図１】
本発明の核医学撮像装置を示す図である。
【図２】
検出器アレイを示す斜視図である。
【図３】
検出器アレイ、回路基板、及び、冷却ファンを示す斜視図である。
【図４】
本発明に従ってデジタル化されるガウスパルスを示す図である。
【図５】
検出器組立体及び回路構成要素を示す拡大図である。
【図６】
１回の事象サイクルを示すフローチャートである。
【図７】
本発明に従って、１０ビットから１２ビットへのデータ変換を示すフローチャートである。
【図８】
異なる信号間の関係を示すタイミングチャートである。


【手続補正２】
【補正対象書類名】図面
【補正対象項目名】図１
【補正方法】変更
【補正の内容】
【図１】
2004519681.tif 000001
【手続補正３】
【補正対象書類名】図面
【補正対象項目名】図４
【補正方法】変更
【補正の内容】
【図４】
2004519681.tif 000002
【手続補正４】
【補正対象書類名】図面
【補正対象項目名】図５
【補正方法】変更
【補正の内容】
【図５】
2004519681.tif 000003
【手続補正５】
【補正対象書類名】図面
【補正対象項目名】図６
【補正方法】変更
【補正の内容】
【図６】
2004519681.tif 000004
【手続補正６】
【補正対象書類名】図面
【補正対象項目名】図７
【補正方法】変更
【補正の内容】
【図７】
2004519681.tif 000005
【手続補正７】
【補正対象書類名】図面
【補正対象項目名】図８
【補正方法】変更
【補正の内容】
【図８】
2004519681.tif 000006