(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
ＳＰＥＣＴ研究に使用するためのコリメータであって、
コリメートされた検出器が回転軸を中心に回転し、
該回転軸に対し直角なラインソース軸に沿って方向付けられたラインソースが検出器に対向し、
放出データ及び透過ＣＴデータが同時に検出され、
コリメータがガンマ放射線に対して不透過な材料で作製され、
コリメータは次のようにフォーカシングされる、すなわち、
コリメータはラインソース軸から回転軸に向かう軸線方向においては、２つのフォーカス極限平面の間に延在するファンビーム投射としてフォーカシングされ、かつ
コリメータは前記回転軸に対して横方向においては、周辺縮小ファンビームの２つの組の間に設けられた中央拡大ファンビームの組としてフォーカシングされ、
前記中央拡大ファンビーム及び周辺縮小ファンビームの全ては回転軸とコリメータとの間に延在しており、
前記中央拡大ファンビームの組における各ファンビームは、ラインソース軸と回転軸との間に焦点ラインに沿って設けられた焦点を有しており、
そして前記周辺縮小ファンビームの組における各ファンビームの焦点は、検出器が回転軸から有するよりも大きな距離を回転軸から有している、ことを特徴とするＳＰＥＣＴ研究に使用するためのコリメータ。
【請求項２】
２つのフォーカス極限平面と、焦点ラインが二等辺三角形を形成する、請求項１に記載のコリメータ。
【請求項３】
２つのフォーカス極限平面と焦点ラインが不等辺三角形を形成する、請求項１に記載のコリメータ。
【請求項４】
コリメートされた検出器が回転軸線を中心に回転し、回転軸に垂直にラインソース軸に沿って配向されたラインソースが検出器に対向し、そして放出データ及び透過ＣＴデータが同時に検出される、ＳＰＥＣＴ研究において用いられるシンチレーションカメラ装置において、
ガンマ放射線を検出し、電気出力信号を発生するための検出器と、
前記電気出力信号からイメージを再構成するための装置と、
回転軸を中心に検出器を回転させるためのガントリと、
検出器に対向し、回転軸に垂直なラインソース軸に沿って配向されたラインソースと、
検出器に取り付けられたコリメータとを有し、
前記コリメータはガンマ放射線に対して不透過な材料で作製されており、かつ次のようにフォーカシングされ、すなわち、
コリメータはラインソース軸から回転軸に向かう軸線方向においては、２つのフォーカス極限平面の間に延在するファンビーム投射としてフォーカシングされ、かつ
コリメータは前記回転軸に対して横方向においては、周辺縮小ファンビームの２つの組の間に設けられた中央拡大ファンビームの組としてフォーカシングされ、
前記中央拡大ファンビーム及び周辺縮小ファンビームの全ては回転軸とコリメータとの間に延在しており、
前記中央拡大ファンビームの組における各ファンビームは、ラインソース軸と回転軸との間に焦点ラインに沿って設けられた焦点を有しており、
そして前記周辺縮小ファンビームの組における各ファンビームの焦点は、検出器が回転軸から有するよりも大きな距離を回転軸から有している、ことを特徴とする、ＳＰＥＣＴ研究において用いられるシンチレーションカメラ装置。
【発明の詳細な説明】
本発明の背景
本発明は、核医療に、そしてより特定化すれば、単一光子放出コンピュータトモグラフ（ＳＰＥＣＴ）核医療研究に関する。その最も直接的な観点においては、本発明は心臓および脳のような小さな身体臓器のＳＰＥＣＴ研究の減衰補正に関する。
心臓のような臓器の一般的なＳＰＥＣＴ（単一光子放出コンピュータトモグラフ）研究においては、（たとえばＴｃ−９９ｍ、Ｔｌ−２０１のような）放射性同位体が患者に施され、そしてこの放射性同位体が心臓筋肉によって吸収される。次に、患者は、シンチレーションカメラ装置内に置かれ、そして１つまたはそれ以上のシンチレーションカメラ検出器が患者の長軸に関して回転する。それら検出器は、患者から放出されるガンマ放射線を取り出し、そして結果的なデータが患者内の放射性同位体の分布の３次元イメージ（ＳＰＥＣＴイメージまたはトモグラフイメージ）を形成するために用いられる。
そのような３次元ＳＰＥＣＴイメージは、シンチレーションカメラ装置によって収束された２次元イメージ（プロジェクションまたはプロジェクションイメージ）の組を基に計算され、この計算処理はイメージ再構成として知られている。最も一般的に利用されているイメージ再構成の方法は、「フィルタードバックプロジェクション」として知られている。フィルタードバックプロジェクション再構成が、シンチレーションカメラから得られたシンチグラフプロジェクションイメージから、ＳＰＥＣＴイメージを再構成するために用いられるとき、幾つかのよく知られている歪みが結果にエラー（アーチファクト）を生じさせる。最も重大な歪みの１つは、組織におけるガンマ放射の減衰によって生じる。
減衰の結果として、種々の投射におけるイメージ値は、身体内の放射性同位体分布のライン積分を表すことはない。このため、これを補正することが必要となり、そしてＳＰＥＣＴにおいてそれを行うための処理が減衰補正として知られている。
ＳＰＥＣＴにおける減衰補正のための多くの技術方法は、身体の線形的な減衰係数は、一様であると仮定しており、そしてイメージ再構成処理における代数的制約としてそのような一様性を押しつけている。しかし、極めて重要な研究の級、すなわち心臓ＳＰＥＣＴ研究、に関しては、身体の線形減衰係数は実際高度に非一様である。このことは、肺組織がたとえば血液および他の非肺組織がもたらすよりも低い減衰性を有しているためである。
こうして、たとえば心臓のＳＰＥＣＴ研究においては、心臓の内部の放射性同位体のイメージのＳＰＥＣＴ再構成は、たとえば肺および身体の不均等減衰係数によって生じるアーチファクトを必然的に含んでいる。そのようなアーチファクトはまた、太った患者から、そして胸の大きな女性患者から取られたＳＰＥＣＴ心臓イメージにおいても出現する。
同様の問題は、人間の脳のＳＰＥＣＴ研究にも影響を与え、脳のＳＰＥＣＴイメージは脳からの放出データが減衰補正されていないときに、同様に減衰アーチファクトを含んでいる。減衰アーチファクトの１つの原因は、患者の頭蓋骨、特に頭蓋骨の後部領域における、そして特定化すると視覚皮質における、骨質量における変動である。他の原因は、患者の洞のサイズと分布状態である。
身体組織の実際の減衰係数を測定するために、身体の一方の側にガンマ放射のラインソースを置き、そしてラインソースが患者の身体を横切って走査するにしたがい、方向の関数として身体を通過するガンマ放射の透過を測定すること、すなわち透過ＣＴデータを収集することが知られている。しかし、ラインソースを走査するために必要な機構は、複雑であり、そしてカメラ装置に対する出費も加わる。ラインソースを走査する必要なく、必要とされる透過ＣＴデータを得ることのできる装置を提供すると好都合である。
さらに、心臓および脳のような比較的小さい臓器のＳＰＥＣＴ研究を行うのにフォーカシングコリメータを用いるとき、用いられる倍率を制限することは普通必要なことである。これは、興味ある臓器が切りつめられる（すなわち部分的にコリメータの視野の外側に存在する）ためである。そのような切りつめは、ＳＰＥＣＴ研究の間のデータの１８０°または３６０°の全体を取得することを不可能とさせ、そしてこのデータ欠乏は、「切りつめアーチファクト」すなわち再構成ＳＰＥＣＴイメージに切りつめが原因のイメージ歪みが生じる。
その結果、本発明の１つの目的は、切りつめエラーを生じさせることのない、そして減衰補正を実行するのに先立つ透過ＣＴデータを測定するときにラインソースを走査に用いる必要のない、（たとえば心臓および脳のような）小さな身体臓器のイメージを拡大するのに用いることができる装置を提供することである。
本発明の別の目的は、一般的に、この一般的な形式の装置を改善することである。
本発明によれば、コリメータが備えられ、そしてＳＰＥＣＴ研究を実行するのに用いられる型式のシンチレーションカメラ上において用いられる。軸方向において、コリメータは、回転軸に垂直なラインソース軸にフォーカシングされるファンビームコリメータである。こうして、ラインソース軸に沿って設けられたラインソースは、検出器上の全てのポイントを照射する。それ故、ラインソースは、全ての必要な透過ＣＴデータを累積するために走査される必要はない。
横断方向においては、コリメータは、２組の周辺縮小ファンビームの間に設けられた１組の中央拡大ファンビームに焦点合わせされる。１組の中央拡大ファンビームにおける各ファンビームは、ラインソース軸と、回転軸との間に焦点ラインに沿って設けられている焦点を有している。周辺縮小ファンビームの組における各ファンビームは、回転軸からコリメータまでよりも、回転軸からさらに遠い焦点を有している。
この横断フォーカシングの仕組みは、２つの表面上は矛盾した目的を達成する。第１は、コリメータの中央領域内に設けられた小さな身体臓器のイメージが拡大されることである。第２は、小さな身体臓器がこの中央領域の僅かな外側に延びているとしても、切りつめ加工は、発生しない。これは、身体臓器の切りつめられた他の部分のイメージが縮小された形式で検出器上に投射されることによる。
本発明の第１の望ましい実施例によれば、前述の焦点ラインは、軸方向において観察すると、フォーカス極限平面と対称的に交差し、すなわちフォーカス極限平面と焦点ラインが二等辺三角形を形成する。この望ましい実施例は特に心臓用途に適する。
本発明の第２の望ましい実施例によれば、前述の焦点ラインは軸方向から見て、フォーカス極限平面を非対称的に交差し、すなわちフォーカス極限平面と焦点ラインが不等辺三角形を形成する。脳研究においては、検出器と患者の頭部との間の距離を減少させるために、検出器が後部チルトを有しているため、この望ましい実施例は特に人間の脳をイメージするのに適している。
図面類の簡単な説明
本発明は、以下の説明的な、そして制約されることのない図面類を参照することにより、よりよく理解され、それらは
第１図は、本発明によるシンチレーションカメラ装置を概略的に描いたブロック図であり、
第２図は、本発明によるコリメータの第１の望ましい実施例のフォーカシングの仕組みを概略的に描いた図であり、
第３図は、本発明によるコリメータの第２の望ましい実施例のフォーカシングの仕組みを概略的に描いた図である。
望ましい実施例の詳細な説明
第１図に描かれているような、心臓ＳＰＥＣＴ研究においては、放射性同位体（たとえばＴｌ−２０１）が患者２に施される。この放射性同位体は、患者の心臓４により吸収される。シンチレーションカメラ装置の検出器８は、示されているように回転軸６の周りを回転し、患者２は、回転軸６が心臓４を通過するように位置決めされている。
検出器８は、カメラガントリのヨーク１６によって回転軸６の周りを回転される。心臓４からのガンマ放射線は、以下により詳細に説明されるコリメータ１０によってコリメートされる。コリメートされたガンマ放射線は、シンチレーションクリスタル１２上に投射され、これはここでクリスタル１２と相互的に作用してシンチレーション光のフラッシュを形成する（シンチレーションイベント）これらシンチレーションイベント（患者からの放出データを表している）は、光電子増倍管１４のアレーによって検出され、各光電子増倍管は、電気信号を発生する。これらの信号は（図示されていない）適切な回路によって組み合わされ、そして処理され、さらに得られた電気信号はコンピュータ２０に供給される。適切なプログラムによって、コンピュータ２０は、心臓４の３次元イメージを発生し、このイメージをディスプレイ２２上に表示することができる。
患者２に関する透過ＣＴデータを累積させるために、ラインソース２４が備えられている。ラインソース２４は、別の放射性同位体（たとえばＧｄ−１５３）で満たされており、そして検出器８におけるＧｄ−１５３シンチレーションイベントは、透過ＣＴデータを表しており、ここから患者２の種々の部位の減衰係数を求めることができる。
たとえば、脳研究においては、患者２は、回転軸６が患者２の（図示されていない）脳を通過するように再位置決めできる。
第２図は、本発明によるコリメータの第１の望ましい実施例のフォーカシングの仕組みを概略的に描いた図である。当業技術者にとっては理解されるように、シンチレーションカメラコリメータは、ガンマ放射線を透過しない材料（たとえば鉛）で作られている。コリメータは、多数（たとえば１５０，０００）の比較的細いチャンネルを有しており、それらチャンネルに平行なガンマ線のみがコリメータを通ってシンチレーションクリスタル１２上への投射となる。この説明の目的のために、望ましい実施例の実際の構造は、わかりにくくなるために描かれてはいないが、ここで見られるように、本発明によるコリメータの望ましい実施例は、長方形形状を持つキャストコリメータである。
軸線方向での第１の望ましい実施例は、ラインソース軸３０に焦点合わせされたファンビームコリメータである。ラインソース軸３０は、回転軸６に直角である。第２図においては、２つのフォーカスの極限平面３２および３４が示されており、それらはファンビームフォーカシングのフォーカス限界を定める。しかし、フォーカスの極限平面３２と３４との間には、多くの他のフォーカス平面が存在し、そのような平面の数はコリメータの望ましい感度に対する、コリメータの望ましい分解能のトレードオフによって決められるものであり、そしてそれは本発明の一部でない。
横方向においては、第１の望ましい実施例は、中央拡大ファンビームの組を有している。それら中央拡大ファンビームの最初のものは、３６1として示され、そしてそれら中央拡大ファンビームの最後のものは、３６Nとして示され、中央拡大ファン３６1は、フォーカス極限平面３２と共に広がり、そして中央拡大ファンビーム３６Nはフォーカス極限平面３４と同一に広がる。中央拡大ファンビーム３６1および３６Nとの間に設けられた中間中央拡大ファンビームは示されておらず、そのような中間中央拡大ファンビームの数はコリメータの望ましい感度に対するコリメータの望ましい分解能のトレードオフによって決められるものであり、そしてそれは本発明の一部ではない。
中央拡大ファンビームの組は、周辺縮小ファンビームの２つの組の間に設けられる。周辺縮小ファンビームの組は、互いに他に対するミラーイメージであり、そのため、一方が描かれるとき、両方が正確に描かれる。周辺縮小ファンビームの各組は、Ｎ個のエレメントを有しており、上と同様、Ｎはコリメータの望ましい感度に対するコリメータの望ましい分解能のトレードオフによって、決められるものであり、そしてこれは本発明の一部ではない。周辺縮小ファンビーム３８1・・３８Nの最初の組における第１の周辺縮小ファンビーム３８1は、フォーカス極限平面３２と同一に広がり、そして周辺縮小ファンビーム３８1・・３８Nの最初の組における最後の周辺縮小ファンビーム３８Nは、フォーカス極限平面３４と同一に広がっている。
周辺縮小ファンビームの各々は、コリメータの上方に位置している。すなわち回転軸線６から、検出器８よりも離れて位置する焦点を有している。中間中央拡大ファンビームの各々は、焦点を有しており、中央拡大ファンビーム３６1に対する焦点は、ＦＰ３６1であり、中央拡大ファンビーム３６Nに対する焦点はＦＰ３６Nであり、そして以下同様である。
心臓４のＳＰＥＣＴ研究において用いられるために設計された、本発明の第１の望ましい実施例においては、焦点ＦＰ３６1・・ＦＰ３６Nのすべては、焦点ラインＬに沿って存在し、そして焦点ラインＬは、フォーカス極限平面３２と３４とを対称的に交差する。結果として、軸線方向的に見た時に、焦点ラインＬおよびフォーカス極限平面３２，３４は二等辺三角形を作る。
第３図に描かれているような、本発明の第２の望ましい実施例においては、第２図における部分に対応する部分は、同じ参照番号を有しているが、ダッシ記号が付けられている。第２図に関連して説明された全ての幾何学的関係は、焦点ラインＬ′はフォーカス極限平面３２′および３４′と非対称的に交差することを除いて、そのまま当てはまる。結果として、軸方向に見たときに、焦点ラインＬ′およびフォーカス極限平面３２′および３４′は不等辺三角形を形成する。このことは、脳Ｂを撮影するときに、検出器と患者の頭部との間の全体的な距離を最少とするため、検出器８は習慣的に「後部チルト」で角度付けされている（たとえば、米国特許第５，００１，３４７号における角度φを参照）からである。
望ましい実施例が上に説明されたとはいえ、本発明の範囲は以下の請求の範囲によってのみ制限されるものである。
【図１】
0003725161.tif 000002
【図２】
0003725161.tif 000003
【図３】
0003725161.tif 000004