(57)【要約】  ダーティアイソトープ陽電子イメージングにおいて使用する方法が、偽一致の訂正を生成するため、対象物118の測定された特徴に関する情報を用いる。偽のイメージング訂正は、対象物の陽電子イメージング検査からのデータに適用される。その対象物を示す人間可読可能な画像を生成するのに、訂正後のデータが使用される。
2009534631.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
偽一致の訂正を生成するため対象物の減衰分布を示す情報を用いるステップと、
前記対象物の陽電子イメージング検査からのデータに前記偽一致の訂正を適用するステップと、
前記訂正されたデータを示す人間可読画像を生成するステップとを有する、陽電子イメージング方法。
【請求項２】
前記偽一致の訂正を生成するため前記対象物における活動分布を示す情報を用いるステップを含む、請求項１に記載の方法。
【請求項３】
前記活動分布を示す情報を生成するため前記陽電子イメージング検査からのデータを用いるステップを含む、請求項２に記載の方法。
【請求項４】
前記減衰分布を示す情報を生成するため前記対象物のCTスキャンからのデータを用いるステップを含む、請求項１に記載の方法。
【請求項５】
前記偽一致の訂正を生成するため前記対象物の減衰分布を示す情報を用いるステップが、
LORを選択するステップと、
偽一致の源位置を選択するステップと、
前記源位置により前記LORに沿って生成される偽イベントの数を決定するステップと、
複数のLORそれぞれに対して前記イベント数を決定するステップを繰り返すステップとを含む、請求項１に記載の方法。
【請求項６】
前記偽一致の訂正を生成するため前記対象物の減衰分布を示す情報を用いるステップが、前記源位置の選択ステップ及び複数の源位置それぞれに対して前記イベント数を決定するステップを繰り返すステップを含む、請求項５に記載の方法。
【請求項７】
前記イベント数を決定するため前記減衰分布を示す情報を用いるステップを含む、請求項５に記載の方法。
【請求項８】
前記イベント数を決定するため前記活動分布を示す情報を用いるステップを含む、請求項７に記載の方法。
【請求項９】
前記陽電子イメージング検査からの前記データにコンプトン散乱訂正及びランダム訂正の少なくとも１つを適用するステップを含む、請求項１に記載の方法。
【請求項１０】
前記陽電子イメージング検査からの前記データを、関数
2009534631.tif 000011
に基づき訂正するステップを含み、Pcorrectedは、前記訂正されたデータであり、Pmeasuredは、前記陽電子イメージング検査からの前記データであり、Scomptonは、コンプトン散乱訂正であり、CFは、一様な訂正であり、Sspuriousは、前記偽一致の訂正であり、a、b及びcは、スケーリング係数である、請求項９に記載の方法。
【請求項１１】
検査下の対象物における放射性核種崩壊を示すデータを得る手段であって、前記崩壊が、時間的に一致する光子ペアの放出を生じさせる陽電子崩壊と、単一光子の生成を生じさせる崩壊とを含む、手段と、
前記対象物の物理特性を測定する手段と、
時間的に一致して検出される光子ペアにおける単一光子と単一光子とを前記測定された物理特性を用いて訂正する手段と、
前記訂正されたデータを示す人間可読画像を生成する手段とを有する、陽電子イメージング装置。
【請求項１２】
前記測定された物理特性が、放射線減衰分布を含む、請求項１１に記載の装置。
【請求項１３】
前記測定された物理特性が、活動分布を含む、請求項１１に記載の装置。
【請求項１４】
コンピュータにより実行されるとき、前記コンピュータに、
検査下の対象物における陽電子アニヒレーションを示す投影データを取得するステップであって、前記投影データが、ダーティアイソトープの崩壊から生じる偽一致を含む、ステップと、
前記対象物の物理特性を示す対象物特有データを取得するステップと、
偽一致の訂正を生成するステップであって、前記訂正が、前記対象物特有データの関数である、ステップと、
前記投影データを訂正するため前記偽一致の訂正を用いるステップと、
前記訂正された投影データを示すボリュメトリック画像データを生成するステップとを有する方法を実行させる命令を含む、コンピュータ可読記憶媒体。
【請求項１５】
前記偽一致の訂正が、複数の偽一致の源位置で生成される偽一致の関数である、請求項１４に記載のコンピュータ可読記憶媒体。
【請求項１６】
前記偽一致の訂正が、対象物活動分布の関数である、請求項１４に記載のコンピュータ可読記憶媒体。
【請求項１７】
前記偽一致の訂正を生成するステップが、
偽一致の源位置によりLORに沿って生成されるイベントの数を決定するステップと、
複数の源位置に対して前記決定ステップを繰り返すステップとを含む、請求項１４に記載のコンピュータ可読記憶媒体。
【請求項１８】
前記方法が、複数のLORそれぞれに沿って偽一致の訂正を決定するステップを含む、請求項１７に記載のコンピュータ可読記憶媒体。
【請求項１９】
前記物理特性が、減衰分布を含む、請求項１４に記載のコンピュータ可読記憶媒体。
【請求項２０】
前記偽一致の訂正を用いるステップが、前記偽一致の訂正にスケーリング係数を適用するステップを含む、請求項１４に記載のコンピュータ可読記憶媒体。
【請求項２１】
検査下の対象物における陽電子アニヒレーションを示すデータを取得するステップであって、前記データが、偽一致を含む、ステップと、
前記偽一致の効果を減らすため、前記データに偽一致の訂正を適用するステップであって、前記偽一致の訂正が、対象物特有な物理特性の関数である、ステップと、
前記訂正されたデータを示す人間可読画像を生成するステップとを有する、イメージング方法。
【請求項２２】
前記対象物特有な物理特性が、空間的に変化する特性である、請求項２１に記載の方法。
【請求項２３】
前記特性が、放射線減衰を含む、請求項２２に記載の方法。
【請求項２４】
LORを選択するステップと、
前記空間的に変化する特性の関数として、前記源位置により前記LORに沿って生成される偽イベントの数を決定するステップと、
複数のLORのそれぞれに対して前記選択ステップ及び前記決定ステップを反復するステップとを含む、請求項２２に記載の方法。
【請求項２５】
前記対象物特有な物理特性を推定するため前記データを用いるステップを含む、請求項２１に記載の方法。
【請求項２６】
検査下の対象物における陽電子アニヒレーションを示す測定投影データを取得するステップと、
前記測定投影データにおけるコンプトン散乱及び偽一致を訂正するため対象物特有の訂正関数を用いるステップと、
前記訂正された投影データを示す人間可読画像を生成するステップとを有する、方法。
【請求項２７】
前記測定された投影データにおけるランダムを訂正するステップを含む、請求項２６に記載の方法。
【請求項２８】
前記対象物特有な訂正関数が、
2009534631.tif 000012
の形式であり、Pcorrectedは、前記訂正された投影データであり、Pmeasuredは、前記測定された投影データであり、Scomptonは、コンプトン散乱訂正であり、CFは、空間的に一様な訂正であり、Sspuriousは、対象物特有な偽一致の訂正であり、a、b及びcは、スケーリング係数である、請求項２６に記載の方法。
【請求項２９】
前記偽一致を訂正するため前記対象物の内部の特性を示すデータを用いるステップを含む、請求項２６に記載の方法。
【請求項３０】
前記特性を示すデータが、X線コンピュータ断層撮影データを含む、請求項２９に記載の方法。
【請求項３１】
測定投影データを取得するステップ、対象物特有な訂正関数を用いるステップ、及び複数の対象物それぞれに対して人間可読画像を生成するステップを反復するステップを含む、請求項２６に記載の方法。
【請求項３２】
測定された投影データを取得するステップが、半径Rを持つ放射線感知検出器のリングを含むPETスキャナを用いて得られる測定投影データを取得するステップと、
2009534631.tif 000013
に比例する偽一致の訂正を適用するステップとを含み、前記xは、前記放射線検知検出器のリングの中央からの距離である、請求項２６に記載の方法。
【請求項３３】
検査領域の周囲に配置される複数の放射線感知検出器と、
前記放射線感知検出器により検出される時間的に一致する光子を示すデータを生成する一致検出手段と、
訂正されたデータを生成するため対象物特有な訂正関数に基づき前記データにおける散乱及び偽一致を訂正する手段と、
前記訂正されたデータを示す人間可読画像を生成する手段とを有する、装置。
【請求項３４】
前記放射線感知検出器が、半径Rを持つ弧状に配置され、前記訂正手段は、
2009534631.tif 000014
に比例する偽一致の訂正を適用し、前記xが、前記放射線感知検出器の弧の中央からの距離である、請求項３３に記載の装置。
【請求項３５】
前記訂正手段が、前記対象物の放射線減衰の関数である偽一致の訂正を適用する、請求項３３に記載の装置。
【請求項３６】
前記偽一致の訂正が、前記対象物における活動の関数である、請求項３５に記載の装置。
【請求項３７】
半径Rを持つ放射線感知検出器のリングを含むPETスキャナを用いて得られる陽電子アニヒレーションデータを利用する方法において、
検査下の対象物における複数の陽電子アニヒレーションを示すデータを取得するステップであって、前記データが、ダーティアイソトープの崩壊から生じる偽一致を含む、ステップと、
訂正されたデータを生成するため前記データに偽一致及び減衰訂正を適用するステップであって、前記偽一致の訂正が、
2009534631.tif 000015
に比例し、前記xは、前記放射線感知検出器のリングの中央からの距離である、ステップと、
前記訂正されたデータを示す人間可読画像を生成するステップとを有する、方法。
【請求項３８】
前記訂正されたデータが、関数
2009534631.tif 000016
に基づき生成され、Pcorrectedは、前記訂正されたデータであり、Pmeasuredは、前記データであり、Scomptonは、コンプトン散乱訂正であり、CFは、一様な訂正であり、Sspuriousは、偽一致の訂正であり、a、b及びcは、スケーリング係数である、請求項３７に記載の方法。
【請求項３９】
検査領域の周りで半径Rを持つ弧状に配置される複数の放射線感知検出器と、
前記放射線感知検出器により検出される時間的に一致する光子を示すデータを生成する一致検出手段であって、前記データが、ダーティアイソトープの崩壊から生じる偽一致を含む、手段と、
訂正されたデータを生成するため前記データに偽一致及び減衰訂正を適用する手段であって、前記偽一致の訂正が、
2009534631.tif 000017
に比例し、前記xは、前記放射線感知検出器のリングの中央からの距離である、手段と、
前記訂正されたデータを示す人間可読画像を生成する手段とを有する、陽電子イメージング装置。
【請求項４０】
前記対象物の放射線減衰を示す情報を取得するCTスキャナを更に含む、請求項３９に記載の装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、陽電子放出断層撮影の分野に関し、特に、ダーティアイソトープ(dirty isotope)の使用から生じる偽一致(spurious coincidence)の訂正に関する。本発明は、医療イメージングに特定の用途を見出し、偽一致の降下を減らすことが望ましい他の用途にも適用される。
【背景技術】
【０００２】
陽電子放出断層撮影(PET)は、核医学における一分野であり、陽電子を放出する放射性医薬品が、患者の体内又は検査下にある対象物に導入されるものである。従来のPETアイソトープは、陽電子放出によってのみ崩壊する。陽電子は電子と反応し、それは、陽電子アニヒレーションイベントとして知られており、それにより、反応線(LOR)に沿って反対方向に飛行する511 keVのガンマ線の一致ぺアを生成する。一致時間内に検出されるガンマ線ペアが、通常PETスキャナによりアニヒレーションイベントとして記録される。
【０００３】
しかしながら実際には、コンプトン散乱が、511 keV光子のいずれか又は両方に影響を与える可能性がある。斯かる散乱は、一致イベントが検査下の対象物の内側、又は散乱媒体の外側といった誤った位置で特定されることをもたらす可能性があり、結果として、画像品質の劣化をもたらす。従って、従来の放射性医薬品の崩壊から生じる511 keVの一致ペアのコンプトン散乱を訂正するのにシングル散乱シミュレーション(SSS)技術が使用されてきた。AccorsiらによるImplementation of a Single Scatter Simulation Algorithm for 3D PET: Application to Emission and Transmission Scanning, Proceedings of IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging Conference (2002)を参照されたい。
【０００４】
訂正された投影データは、以下の関係
2009534631.tif 000003
に基づき生成される。ここで、  Pcorrectedは、訂正された投影データであり、Pmeasuredは、測定された投影データであり、Scomptonは、SSS技術を用いて得られるコンプトン散乱推定であり、CFは、ランダム性といった誤差を説明するのに使用される一定又は一様な訂正係数である。スケーリング係数a及びbは、ベストフィット・アルゴリズムを用いて得られる。訂正されたデータPcorrectedは、検査下の対象物における放射線核種分布を示す画像を再構成するのに使用される。
【０００５】
近年のトレンドは、PET技術の適用範囲が、特に、医療用途において急速に増加していることを示す。多くの場合、新たなPETトレーサの開発は、生化学的な要件及び単光子放出コンピュータ断層撮影(SPECT)又は比較的良く特徴化される化学的性質を持つ他の方法から知られるトレーサを用いたいという願望により動機付けられている。結果として、76Br、86Y、89Z、94mTc、124I、及び66Gaといったいわゆるダーティアイソトープが、注目を集め始めている。従来のPETアイソトープと比べると、ダーティアイソトープは、陽電子放出及び電子キャプチャによって二者択一的に崩壊し、陽電子放出イベントからの511 keVのアニヒレーション光子、電子キャプチャイベントからのさまざまなエネルギーでの光子、及び陽電子放出イベントからのアニヒレーション光子からカスケード的にもたらされるさまざまなエネルギーでのいわゆるプロンプト光子の生成を生じさせる。例えば、ヨウ素124は、511 keVのアニヒレーション光子と更に603 keVの単光子とを生み出す(分離した核崩壊と単一の核崩壊カスケードとの両方から)。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
残念ながら、ダーティアイソトープは従来のアイソトープより画像化するのがより困難である。一般に陽電子存在量が少ないこと(lower positron abundance)から、一般にカウント数も少なくなる。更に、単一光子は、互いに一致というだけでなく陽電子アニヒレーションから生じる511 keV光子とも時間的に一致するような偽一致を、その単一光子がもたらす可能性がある。斯かる偽一致は、偽のLORを作成し、それにより、結果の画像の品質を劣化させる。
【０００７】
プロンプト光子の効果を低減し、こうして偽一致を低減する１つの技術は、検出光子のエネルギーに基づき選別することである。しかしながら、特定のアイソトープの放出スペクトル及び特定のスキャナのエネルギー分解能とに基づき、プロンプト光子と511 keV光子とを区別することは困難な場合がある。
【０００８】
偽一致は、２次オーダの級数展開で説明されてきた。その場合、０次と１次オーダは、それぞれ、一様かつ線形な背景貢献に対する訂正を提供する。Kullらによる、Quantitative Imaging of Yttrium-86 PET With the ECAT EXACT HR+ in 2D Mode, Cancer Biotherapy and Radiopharmaceticals, Volume 19, Number 4, 2004参照。しかしながら、Kullの技術は、ダーティアイソトープによる背景分布が、２次のオーダ又はn2関数であると仮定している。また、偽一致の背景に影響を与える可能性がある患者又は対象物特有の変動を考慮する(account for)ものでもない。
【０００９】
したがって、陽電子イメージングデータにおける偽一致の効果を低減する改善された技術を提供することが望まれている。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
本発明の側面が、上記課題その他を解決する。
【００１１】
本発明の第１の側面によれば、陽電子イメージング方法が、偽一致の訂正を生成するため対象物の減衰分布を示す情報を用いるステップと、上記対象物の陽電子イメージング検査からのデータに上記偽一致の訂正を適用するステップと、上記訂正されたデータを示す人間可読画像を生成するステップとを含む。
【００１２】
本発明の別の側面によれば、陽電子イメージング装置が、検査下の対象物における放射性核種崩壊を示すデータを得る手段を含む。上記崩壊が、時間的に一致する光子ペアの放出を生じさせる陽電子崩壊と、単一光子の生成を生じさせる崩壊とを含む。その装置は更に、上記対象物の物理特性を測定する手段と、一致して検出される光子ペアにおける単一光子と単一光子とを上記測定された物理特性を用いて訂正する手段と、上記訂正されたデータを示す人間可読画像を生成する手段とを含む。
【００１３】
本発明の別の側面によれば、コンピュータ可読記憶媒体が、コンピュータにより実行されるとき、前記コンピュータに、ある方法を実行させる命令を含む。その方法は、検査下の対象物における陽電子アニヒレーションを示す投影データを取得するステップと、上記対象物の物理特性を示す対象物特有なデータを取得するステップと、偽一致の訂正を生成するステップと、上記投影データを訂正するため上記偽一致の訂正を用いるステップと、上記訂正された投影データを示すボリュメトリック画像データを生成するステップとを含む。上記訂正は、上記対象物特有データの関数である。
【００１４】
別の側面によれば、イメージング方法が、検査下の対象物における陽電子アニヒレーションを示すデータを取得するステップと、上記データにおける偽一致の効果を減らすため、上記データに偽一致の訂正を適用するステップと、上記訂正されたデータを示す人間可読画像を生成するステップとを含む。上記偽一致の訂正は、対象物特有の物理特性の関数である。
【００１５】
別の側面によれば、ある方法が、検査下の対象物における陽電子アニヒレーションを示す測定投影データを取得するステップと、上記測定投影データにおけるコンプトン散乱及び偽一致を訂正するため対象物特有な訂正関数を用いるステップと、上記訂正された投影データを示す人間可読画像を生成するステップとを含む。
【００１６】
別の側面によれば、ある装置が、検査領域の周囲に配置される複数の放射線感知検出器と、上記放射線感知検出器により検出される時間的に一致する光子を示すデータを生成する一致検出手段と、訂正されたデータを生成するため対象物特有な訂正関数に基づき上記データにおける散乱及び偽一致を訂正する手段と、上記訂正されたデータを示す人間可読画像を生成する手段とを含む。
【００１７】
本発明の別の側面によれば、陽電子アニヒレーションデータを利用する方法が、検査下の対象物における複数の陽電子アニヒレーションを示すデータを取得するステップと、訂正されたデータを生成するため上記データに偽一致及び減衰訂正を適用するステップとを含む。上記偽一致の訂正は、
2009534631.tif 000004
に比例し、ここで、上記xは、上記放射線感知検出器のリングの中央からの距離である。上記方法は、上記訂正されたデータを示す人間可読画像を生成するステップも含む。
【００１８】
別の側面によれば、陽電子イメージング装置が、検査領域の周りで半径Rを持つ弧状に配置される複数の放射線感知検出器と、上記放射線感知検出器により検出される時間的に一致する光子を示すデータを生成する一致検出手段とを含む。上記データが、ダーティアイソトープの崩壊から生じる偽一致を含む。その装置は、訂正されたデータを生成するため上記データに偽一致及び減衰訂正を適用する手段と、上記訂正されたデータを示す人間可読画像を生成する手段とを含む。上記偽一致の訂正は、
2009534631.tif 000005
に比例する。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１９】
当業者であれば、添付された図面及び説明を読み、理解することにより、本発明の更に他の側面を理解されるであろう。
【００２０】
本発明は、例示を介して説明されるが、添付する図面における図に限定されるものではない。図面において、同様な参照符号は同様な要素を示すものである。
【００２１】
図１を参照すると、結合されたPET/CTシステム１００が、PETガントリ部１０２とCTガントリ部１０４とを含む。PETガントリ部１０２は、検査領域１０８を囲う放射線感知検出器１０６の１つ又は複数の軸方向リングを含む。その検出器１０６は、PET検査領域１０８内で生じる陽電子アニヒレーションイベントのガンマ放射線特性を検出する。
【００２２】
CT部１０４は、CT検査領域１１２の周りを回転する例えばX線管といった放射線源１１０を含む。放射線感知検出器１１４は、検査領域１１２を横切るX線源により放出される放射線を検出する。
【００２３】
PETガントリ部１０２とCTガントリ部１０４とは好ましくは、共通の長手軸又はz軸に沿って配置される、それぞれの検査領域１０８、１１２の近傍に配置される。対象物支持部１１６は、人間の患者といった画像化される対象物１１８を支持する。対象物支持部１１６は好ましくは、PET及びCTガントリ部１０２、１０４の両方により複数の長手位置で対象物１１８がスキャンされることができるよう、PET/CTシステム１００の動作に合わせて長手方向に移動可能である。
【００２４】
ステップアンドシュート(step and shoot)又はフレームベース(frame-based)モードにおいて、対象物支持部１１６は、第１の長手位置に移動される。所望のデータの取得に続いて、支持部１１６は、第２の長手位置に移動され、所望のデータが取得される。対象物１１８の所望の長手範囲がスキャンされることができるまで、この処理は繰り返される。連続モードにおいては、対象物支持部１１６は、スキャンの間ほぼ連続的に移動される。
【００２５】
CTデータ取得システム１２２は、検査領域１１２を通る複数の線又は光線に沿って放射線減衰を示すデータを生成するためCT検出器１１４からの信号を処理する。CT再構成器１２６は、対象物１１８の放射線減衰を示すボリュメトリック画像データを生成するため、適切な再構成アルゴリズムを用いてデータを再構成する。
【００２６】
PETデータ取得システム１２０は、検出器１０６により検出される時間的に一致する光子、即ち陽電子アニヒレーションイベントを示す情報を含む投影データを生成する。より詳細には、その投影データは、LORの横断及び長手位置、横断及び方位角、及びタイムオブフライト(time of flight)機能を持つスキャナの場合にはTOF情報といった各イベントに対するLORに関する情報を提供する。データは、１つ又は複数のシノグラム又は投影ビンに再バインドされることもできる。ダーティアイソトープを画像化するのに使用されるとき、そのデータは、その崩壊から生じる偽一致を含む場合がある。
【００２７】
好ましくは１つ又は複数のコンピュータプロセッサを含むPET再構成器１２９は、通常反復再構成アルゴリズムを用いて、対象物１１８における放射性核種の分布を示すボリュメトリック画像データを生成する。更に、PET再構成器１２９は、減衰及び他の所望の訂正をEPTデータに適用するのにCTシステムからの情報を用いる。更に、これは以下に詳細に説明されることになるが、PET再構成器１２９は、陽電子放出データにおける偽一致も訂正する。
【００２８】
再構成器１２９が再構成及び関連する訂正を実行することをもたらすコンピュータ可読命令が、好ましくは、コンピュータディスク、揮発又は不揮発メモリ等のプロセッサにアクセス可能な１つ又は複数のコンピュータ可読媒体で実行される。その命令は、プロセッサにアクセス可能な記憶媒体に、インターネットといった適切な通信ネットワークを介して送信されることもできる。
【００２９】
ワークステーションコンピュータは、オペレータ端末１２８として機能する。端末１２８は、モニタ又はディスプレイといった人間可読出力デバイスと、キーボード及びマウスといった入力デバイスとを含む。端末１２８にあるソフトウェアは、オペレータがPET及びCT再構成器１２９、１２６により生成されたボリュメトリック画像データを表示その他操作することを可能にする。端末１２８にあるソフトウェアは、所望のスキャンプロトコルを確立し、スキャンを開始及び終了し、その他スキャナ１００と対話することにより、オペレータがシステム１００の動作を制御することも可能にする。
【００３０】
システム１００に関する変形例も想定されることができる。従って、例えば、スキャナのCT部が省略されることもでき、その場合、PETガントリ部１０２から離れて配置されるか、又は磁気共鳴(MR)スキャナといった別のイメージングデバイスと置き換えられることができる。減衰又は生体構造情報は、PETガントリ部１０２に関連付けられる送信源を用いて生成されるか、別の源から得られることができる。
【００３１】
上述されたように、ダーティアイソトープは、プロンプト光子により生成される追加的な放出線だけでなく、511 keVアニヒレーション光子により特徴付けられる。図２は、円筒形の散乱媒体に埋め込まれ、PETスキャナ検出器リング１０６の中央部でz軸に沿って配置される線源を用いて得られるPETシノグラムの信号分布を表す。横座標は、検出器リング１０６の中央からの側面又は放射オフセットを表し、縦座標は、カウント数を反映する。
【００３２】
分布２０２は、フッ素-18を含むファントムを用いて得られる分布を示す。一方、分布２０４は、ヨウ素-124を含むファントムを用いて得られる分布を示す。両方の分布は、トゥルーカウントピーク(true counts peak)で全体が同じになるよう正規化される。第３の分布２０６は、第２のヨウ素-124分布２０４から第１のフッ素-18分布２０２を引くことにより得られる。第３の分布２０６は、偽一致を示すものであり、一般にお椀形である。偽一致は検出器１０６の中央部で最低となり、そこからの距離の非線形関数として一般的に増加する。
【００３３】
偽一致の分布は、ダーティアイソトープPET処理の簡略化された２次元モデルを用いて解析的に得られることもできる。図３を参照すると、PETスキャナ検出器１０６は半径Rの円３０２に配置される。ダーティアイソトープ３０４は、検出器リングの中央に配置される理想的な点源としてモデル化される。ヨウ素-124の場合、511 keVガンマ線３０６及び602 keVガンマ線３０８は、互いにランダムな角度αで放出されるものとしてモデル化される。検出器リング３０２とのその個別の交差点は、追加的なプロンプト又は偽一致の背景LOR３１０を規定する。不完全な検出効率、散乱及び減衰といった物理効果は、モデルから省略されている点に留意されたい。
【００３４】
光子ペア３０６、３０８は、x軸の上下で角β=α/2(0 < β <π)で対称的に放出されるものとしてモデル化されることができる。結果のLOR３１０は、x軸に垂直であり、従ってx軸上へのプロンプト一致背景の投影を表す。ジオメトリの回転対称性が原因で、他の角度での投影は、図３に示されるものと同一である。
【００３５】
LOR３１０のx座標は、
2009534631.tif 000006
として表されることができる。ここで、
2009534631.tif 000007
である。βとxとの関数として表されるLOR３１０の密度分布g(β)及びh(x)は、
2009534631.tif 000008
として関連付けられる。βの関数として密度分布gは一定であるので(即ち、各無限小角度ステップdβに対して、yに平行なLOR３１０が更に１つ追加される)、式３より、LOR３１０密度hは、微分dβ/dxに比例し、
2009534631.tif 000009
として表される。ここで、xは、-R < x < +Rの範囲にある。本解析の目的のためには、プロンプト一致背景の形状を説明するため、比例定数は１にセットされる点を留意されたい。
【００３６】
これは、(アニヒレーションガンマ線とプロンプトガンマ線との１つのみの検出が原因により)プロンプト一致背景LORの分布に対して必要な結末でもある。なぜなら、任意の投影角に対する線密度は、上述されたように、対称性が理由でhと同一だからである。
【００３７】
図４は、検出器リング３０２の全体の直径に対して、R=1の場合の偽一致の分布h(x)のプロットを示す。現実のPETスキャナにおいて、横軸撮像野は、リング直径の約半分にわたってのみ広がる。これは、図４において、範囲(-0.5 < x < +0.5)におよそ対応する。従って、x = -R及びx = +Rに存在する特異点は、実際的には重要ではない。
【００３８】
理解されるように、式５のLOR分布は、検出器リング３０２の中央部に配置される点源３０４に対して取得される。非対称に配置される(即ち、横断面において中心化されていない)源の効果を決定するため、その取得は拡張されることができる。
【００３９】
ここで図５のモデルに目を向けると、アニヒレーション光子３０６及び追加的なプロンプトガンマ線３０８が、非対称な源位置３０４ａから互いにランダムな角度で放出されるものとしてモデル化されることができる。数値シミュレーションにおいて、第１の光子の放出角度αは、アウタープログラムループ(outer program loop)において0°から360°までΔα刻みで増加されることができる。すると各α値に対して、第２の光子βの方向が、インナーループにおいて0°から360°までΔβ刻みで増加されることができる。結果として生じるPET検出器円３０２との交差点は、プロンプト一致又は偽LOR３１０を規定する。LOR３１０は、原点からの距離r、及びLOR３１０とx軸との間の角度θに基づきシノグラムへと累積される。その後、シノグラムは、すべての角度にわたり総和され、横断面の中央からの距離の関数として線密度プロファイルを示すことになる。
【００４０】
図６は、半径R=1の検出器リング３０２を持つスキャナの横断面において、座標(0.1, 0)に配置される、わずかに非対称な源３０４Ｓと座標(0.5, 0.5)に配置される、かなり非対称な点源３０４ｈとを示す。図７及び図８は、わずかに非対称な点源３０４Ｓとかなり非対称な点源３０４ｈとに対する偽一致の分布をそれぞれ示す。
【００４１】
理解されるように、図７及び図８の偽一致の分布は、式５の解析式に非常に似ている。更に、その分布の形状は、点源３０４、６０２、６０４の位置に比較的関係がない(insensitive)。結果として、減衰及び散乱がない場合、式５は、拡張されたダーティアイソトープ活動分布の偽一致分布を近似する偽一致分布を生み出す。
【００４２】
活動分布、並びに減衰及び散乱といった物理効果は通常、患者から患者へと変化し、特定の患者の連続スキャンの間でさえ変化するので、後述されるような訂正スキームが用いられるとき、画像品質において偽一致の効果を更に低減させることをもたらすような偽一致のより現実的な分布を、１つ又は複数のこうした要素を説明する技術が生み出すことが期待されることができる。斯かる効果を解決する、対象物特有な偽一致の訂正を生み出す技術が、図９に示される。
【００４３】
ステップ９０２では、未訂正の放出及び送信データ及び画像が、通常、検査下の患者又は他の対象物のスキャンから得られる。
【００４４】
ステップ９０４では、アイソトープの活動分布及び検査下の対象物の減衰分布を推定するのに、未訂正の放出及び送信画像が使用される。
【００４５】
ステップ９０６では、複数の偽一致ペア(即ち、１つは511 keVのアニヒレーション光子であり、もう１つは、プロンプトガンマ線)に対する源点が、減衰ボリュームにおいてランダムに分散される。源点の数を増やすことは一般に、訂正の精度を増加させる。一方、源点の数を減らすことは一般に、処理時間を減少させる。
【００４６】
ステップ９０８では、LORが選択される。
【００４７】
ステップ９１０では、源点が選択される。
【００４８】
ステップ９１２では、源点によりLORに沿って生成される偽イベントの数を決定するのに、活動分布推定、立体角、減衰分布、及びアイソトープの減衰スキームが使用される。
【００４９】
ステップ９１４では、選択された源点の分布が、選択されたLORに追加される。
【００５０】
ステップ９１６では、すべての源点が選択されるまで、処理がステップ９１０に戻る。
【００５１】
ステップ９１８では、すべてのLORが選択されるまで、処理がステップ９０８に戻る。
【００５２】
ステップ９２０では、偽の背景シノグラムを得るため、LOR空間が挿入される。
【００５３】
訂正は、過去にさかのぼって決定されることもできる点に留意されたい。上述された訂正スキームは、未訂正データに対して１度又は繰り返しの態様で適用されることができる。反復的な使用は、図９に示されるのと同じステップを用いるが、活動及び減衰分布を推定するのに、過去の反復ステップの訂正済み画像データセットから開始する。反復の回数は、ユーザにより予め与えられることができるか、又は停止基準から決定されることができる。
【００５４】
測定された投影データにおける偽一致の効果を低減させるのに、偽一致の訂正が使用されることができる。より詳細には、訂正された投影データPcorrectedが、以下の関係
2009534631.tif 000010
に基づき生成されることができる。ここで、Pcorrectedは、訂正された投影データであり、Pmeasuredは、測定された投影データであり、Scomptonは、既知のSSS技術を用いて好ましくは実現されるコンプトン散乱訂正であり、CFは、ランダム性といった誤差を説明するのに使用される一定又は一様な訂正係数であり、Sspuriousは、偽一致に対する訂正である。偽一致訂正Sspuriousは有利には、式６の関数又は図９に関連して説明される技術に基づき得られることができる。スケーリング係数a、b及びcは、ベストフィット・アルゴリズムを用いて得られることができる。
【００５５】
訂正データPcorrectedの生成及び放射性核種画像データを示すボリュメトリック画像の再構成は、図１０を参照して更に説明されることになる。
【００５６】
ステップ１００２において、適切なダーティアイソトープが、検査下の対象物に導入され、測定された投影データPmeasuredを得るのにPETスキャナが使用される。
【００５７】
ステップ１００４において、コンプトン散乱訂正Scomptonがスケール化され、測定された投影データPmeasuredに適用される。
【００５８】
ステップ１００６において、一様な訂正係数CFがスケール化され適用される。
【００５９】
ステップ１００８において、偽の散乱訂正Sspuriousがスケール化され、訂正された投影データPcorrectedを生成するのに適用される。
【００６０】
ステップ１０１０において、ダーティアイソトープの分布を示すボリュメトリックデータを生成するのに、訂正された投影データPcorrectedが再構成される。
【００６１】
ステップ１０１２において、ボリュメトリックデータが、人間可読形式で、例えば、端末１２８、他の適切なディスプレイ、又はフィルム等に表示される。
【００６２】
この点に関して、訂正ステップ１００４、１００６、１００８は、任意の所望の順番で適用されることができる点に留意されたい。１つ又は複数の訂正は省略されることができ、他のステップが追加されることもできる。患者特有かそうでないかに関係なく、他の訂正技術が使用されることができる。スケーリング係数ａ、ｂ及びｃは、単一の適合手順において得られることもできる点に留意されたい。いくつか又はすべての訂正は、外部的に、例えば、PETデータ取得システム１２０において、PET再構成器１２９に対して適用されることもできる。検査下の対象物における減衰効果を訂正するのに、適切な減衰訂正が適用されることも予想される。
【００６３】
もちろん、上記説明を読み理解すれば、第三者は、修正及び変形を思い付くことになろう。本発明は、添付の請求項又はそれらと均等な範囲内である限り、斯かる修正及び変更をすべて含むものとして解釈されることが意図される。
【図面の簡単な説明】
【００６４】
【図１】結合されたPET/コンピュータ断層撮影(CT)システムを示す図である。
【図２】円筒形散乱媒体に埋め込まれた線源を用いて得られるPETシノグラムの信号分布を示す図である。
【図３】ダーティアイソトープPET処理の２次元モデルを示す図である。
【図４】解析的に得られる偽一致の分布を示す図である。
【図５】ダーティアイソトープPET処理の２次元モデルを示す図である。
【図６】横断面に関して非対称的な偽一致の源位置を示す図である。
【図７】わずかに非対称な源に対する偽一致の分布を示す図である。
【図８】かなり非対称な源に対する偽一致の分布を示す図である。
【図９】偽一致の訂正を生成する技術を示す図である。
【図１０】陽電子放出データを訂正する技術を示す図である。
【図１】
2009534631.tif 000018
【図２】
2009534631.tif 000019
【図３】
2009534631.tif 000020
【図４】
2009534631.tif 000021
【図５】
2009534631.tif 000022
【図６】
2009534631.tif 000023
【図７】
2009534631.tif 000024
【図８】
2009534631.tif 000025
【図９】
2009534631.tif 000026
【図１０】
2009534631.tif 000027