(57)【要約】      （修正有）【課題】核医学撮像システムを較正するための較正線源及び較正方法を提供する。【解決手段】核医学（ＮＭ）撮像システムに用いられる放射線検出器のエネルギーを較正するための較正線源２０は、少なくとも１つのエネルギーピークを有する放射線を放出する同位体線源２２と、該同位体線源２２から放出された放射線によって蛍光X線が発生可能な蛍光層２４を隣接配置し、その蛍光X線によって、較正すべきエネルギースペクトル内に少なくとも１つの追加的なエネルギーピークを生成することで、複数エネルギーピークでエネルギー較正が可能となる。【選択図】図１
2011133474.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
少なくとも１つのエネルギーピークを伴うエネルギースペクトルを有する同位体線源（２２）と、
前記同位体線源に隣接させた前記エネルギースペクトル内に少なくとも１つの追加的なエネルギーピークを生成する蛍光層（２４）と、
を備える核医学（ＮＭ）較正線源（２０）。
【請求項２】
前記同位体線源（２２）はコバルト５７フラッド型線源を含む、請求項１に記載のＮＭ較正線源（２０）。
【請求項３】
前記蛍光層（２４）は鉛を含む、請求項１に記載のＮＭ較正線源（２０）。
【請求項４】
前記蛍光層（２４）は前記同位体線源（２２）の裏当て層を含む、請求項１に記載のＮＭ較正線源（２０）。
【請求項５】
前記同位体線源（２２）を遮蔽し格納するように構成された容器を形成する裏当て層及び着脱式カバー（２８）をさらに備える請求項１に記載のＮＭ較正線源（２０）。
【請求項６】
前記同位体線源（２２）及び蛍光層（２４）を支持する背部カバー（２６）であって、格納容器の内部に挿入されるように構成された背部カバーをさらに備える請求項１に記載のＮＭ較正線源（２０）。
【請求項７】
前記同位体線源（２２）は少なくとも２つのエネルギーピークを伴うエネルギースペクトルを有する、請求項１に記載のＮＭ較正線源（２０）。
【請求項８】
前記蛍光層（２４）は前記エネルギースペクトル内に少なくとも２つの追加的なエネルギーピークを生成する、請求項１に記載のＮＭ較正線源（２０）。
【請求項９】
前記蛍光層（２４）は異なる材料から形成される多層構造を備える、請求項１に記載のＮＭ較正線源（２０）。
【請求項１０】
核医学（ＮＭ）較正線源（２０）を提供する方法であって、
少なくとも１つのエネルギーピークを伴うエネルギースペクトルを有する同位体線源（２２）を提供するステップと、
前記同位体線源に対して前記エネルギースペクトル内に少なくとも１つの追加的なエネルギーピークを生成する蛍光裏当て層（２４）を取り付けるステップと、
を含む方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本明細書に開示した主題は、全般的には核医学（ＮＭ）撮像システムに関し、またさらに詳細にはＮＭ撮像システムの検出器を較正するためのシステム及び較正方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
例えば単一光子放出コンピュータ断層（ＳＰＥＣＴ）や陽電子放出断層（ＰＥＴ）撮像システムなどのＮＭ撮像システムは、１つまたは複数の画像検出器を用いてガンマ線または光子画像データなどの画像データを収集する。これらの画像検出器は、撮像中の患者からの（注入された放射性同位体からの）放出放射性核種の３次元分布に関する２次元像を収集するガンマカメラとすることがある。
【０００３】
プラナー（ｐｌａｎａｒ）撮像やＳＰＥＣＴの撮像システムなどの単一光子撮像システムでは、シンチレーション結晶または半導体検出器の前側に検出器の視野域（ＦＯＶ）に集束するようなコリメータを配置させることがある。こうしたコリメータは、ガンマ線をコリメータの穴と整列させてこれを通過し検出器に至ることを可能にしている。これらの検出器は適正な撮像動作を保証するために製造中の較正や設置後の定期的較正を含む較正が必要である。例えば検出器は、検出器ユニットまたは出力チャネル全体にわたって提供されるエネルギー及び感度応答が均一となるように較正される。
【０００４】
これらのコリメート式検出器に対する較正は、検出器（さらに詳細には、検出器全体や検出器よりなるアレイ）を放射能放射に対して曝露させる較正放出線源を用いて実施されている。したがってピクセル式検出器では、各ピクセルを統計的に妥当な数の光子に曝露させている。幾つかのコリメート式検出器システムでは、システムの組み上げ後では（異なるエネルギーピークを有する）複数の同位体を用いて較正することは実用的でない。したがってコリメート式検出器では、コリメータを除去しジグ（ｊｉｇ）やガイドを用いて検出器に対して較正が実施される。これによって、その較正において２種類のピークを有する少なくとも２つの同位体線源が較正用に使用されるような２点エネルギー較正（ゲインとオフセット）が可能となる。しかし組み上げ済みのシステムに対しては、コリメータが検出器の幾つかの部分を少なくとも部分的に覆い隠すため点線源を使用することは不可能である。したがって、較正のためにコリメータを取り外す必要があるために、検出器較正は工場では容易に実施可能であるが、例えば医療施設に設置した後では検出器の部品を取り外すなど検出器較正が容易ではない。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００５】
【特許文献１】米国特許第７５７３０２５  Ｂ２号
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
さらに、組み上げ済み撮像システムの場合などコリメータが存在していると、較正のために検出器全体（すなわち、ピクセルのすべて）を曝露すなわち照射するのに使用できるのはフラッド型線源（ｆｌｏｏｄ  ｓｏｕｒｃｅ）だけである。フラッド型線源は取扱い及び利用が難しい。さらにフラッド型線源は問題を生じさせることや、これらのフラッド型線源により放出される放射線はかなりの量になるため安全の課題も起こる可能性がある。フラッド型線源はさらに、点線源より高価であると共に、一般には限られた数の同位体に関してしか入手できない。大型のフラッド型線源に対する遮蔽は重くて扱いにくい。一般に、病院や現場サービスエンジニアは品質管理や現地較正手順を実施するために１つのフラッド型線源を有することがある。
【課題を解決するための手段】
【０００７】
様々な実施形態による核医学（ＮＭ）較正線源を提供する。本ＮＭ較正線源は、少なくとも１つのエネルギーピークを伴うエネルギースペクトルを有する同位体線源と、該同位体線源と隣り合った該エネルギースペクトル内に少なくとも１つの追加的なエネルギーピークを生成する蛍光層と、を含む。
【０００８】
別の実施形態では、核医学（ＮＭ）較正線源を提供する。本ＮＭ較正線源は、コバルト５７を含むフラッド型線源と、該フラッド型線源の背面側にある蛍光層と、を含む。この蛍光層は鉛を含む。
【０００９】
さらに別の実施形態による核医学（ＮＭ）較正線源を提供するための方法は、少なくとも１つのエネルギーピークを伴うエネルギースペクトルを有する同位体線源を提供するステップを含む。本方法はさらに、同位体線源に対してエネルギースペクトル内に少なくとも１つの追加的なエネルギーピークを生成する蛍光裏当て層を取り付けるステップを含む。
【００１０】
また別の実施形態では、核医学（ＮＭ）システム較正のための方法を提供する。本方法は、少なくとも１つのエネルギーピークを伴うエネルギースペクトルを有する同位体線源を提供するステップと、マルチボアコリメータを核医学カメラに取り付けるステップと、を含む。このコリメータは、同位体線源から受け取ったガンマ放射に応答してエネルギースペクトル内に少なくとも１つの追加的なエネルギーピークを生成するＸ線蛍光体を有する隔壁を有する。本方法はさらに、核医学カメラのマルチエネルギー較正のために少なくとも１つのエネルギーピークと少なくとも１つの追加的なエネルギーピークとを使用するステップを含む。
【図面の簡単な説明】
【００１１】
【図１】様々な実施形態に従って形成した較正線源アセンブリの断面図である。
【図２】フラッド型線源からのコバルト５７のエネルギースペクトルを表したグラフである。
【図３】様々な実施形態に従って形成した蛍光層を有する同位体線源からのコバルト５７のエネルギースペクトルを表したグラフである。
【図４】核医学（ＮＭ）撮像システム内部に支持された様々な実施形態に従って形成した較正線源アセンブリを蛍光層を取り外して表した斜視図である。
【図５】様々な実施形態に従って形成した較正線源アセンブリをＮＭ撮像システム内部に支持したところの斜視図である。
【図６】較正線源アセンブリの様々な実施形態をその内部に実現し得るＮＭ撮像システムの斜視図である。
【図７】較正線源アセンブリの様々な実施形態をその内部に実現し得る図６のＮＭ撮像システムの一実施形態を表したブロック図である。
【発明を実施するための形態】
【００１２】
上述した要約並びにある種の実施形態に関する以下の詳細な説明は、添付の図面と共に読むことによってさらに十分な理解が得られよう。これらの図面が様々な実施形態の機能ブロックからなる図を表している場合も、必ずしもこれらの機能ブロックがハードウェア回路間で分割されることを意味するものではない。したがって例えば、１つまたは複数の機能ブロック（例えば、プロセッサやメモリ）は、単一のハードウェア（例えば、汎用の信号プロセッサやランダムアクセスメモリ、ハードディスク、その他）の形や複数のハードウェアの形で実現させる得る。同様にそのプログラムは、スタンドアロンのプログラムとすること、オペレーティングシステム内のサブルーチンとして組み込まれること、インストールしたソフトウェアパッケージの形で機能させること、その他とすることができる。こうした様々な実施形態は図面に示した配置や手段に限定されるものではないことを理解すべきである。
【００１３】
本明細書で使用する場合、単数形で「ａ」や「ａｎ」の語を前に付けて記載した要素やステップは、これに関する複数の要素またはステップも排除していない（こうした排除を明示的に記載している場合を除く）と理解すべきである。さらに「一実施形態」に関する言及は、記載した特徴を組み込んでいる追加的な実施形態の存在を排除すると理解されるように意図したものではない。さらに特に否定の記載を明示的にしていない限り、ある具体的な特性を有するある１つの構成要素または複数の構成要素を「備えた（ｃｏｍｐｒｉｓｉｎｇ）」または「有する（ｈａｖｉｎｇ）」実施形態は、当該の特性を有しない追加的なこうした構成要素を含むことがある。
【００１４】
さらに本明細書で使用する場合、「画像を再構成させる」という言い回しは、画像を表すデータは作成するが観察可能な画像は作成していないような実施形態を排除することを意図したものではない。したがって、本明細書で使用する場合、「画像（ｉｍａｇｅ）」という語は、観察可能な画像と観察可能画像を表しているデータとの両方を広く指し示している。しかし、多くの実施形態では少なくとも１つの観察可能な画像を作成している（または、作成するように構成されている）。
【００１５】
様々な実施形態では、単一の同位体を用いた複数のエネルギーピークにおけるＮＭ撮像システムの検出器に対する較正（例えば、２ピークエネルギー較正）を可能にするような核医学（ＮＭ）撮像システム向けの較正線源を含むシステム及び方法を提供する。例えば様々な実施形態では、その上の背面プレートとし得るような蛍光層を含むフラッド型線源が提供され、これによりマルチピークエネルギー較正を可能にしている。
【００１６】
本明細書に記載した方法及びシステムの実現によって標準のフラッド型線源によるフルエネルギー較正を実施することができる。この較正は、撮像システムの製造中でも、あるいは現地設置後の撮像システムの検出器に対してコリメータが取り付けられた状態においても実施することができる。したがって、検出器の較正のために複数のピークによる単一収集が実施されることがある。さらに、放射線取扱いの安全性の向上が提供される。
【００１７】
具体的には図１に示すように、すべてのエネルギーピークにおいて較正用に単一の（共通の）同位体を用いたマルチピーク（例えば、２ピーク）エネルギー較正を可能とする較正線源アセンブリ２０で示したような較正線源が設けられる。本明細書で使用する場合に「エネルギーピーク」という用語は一般に、較正線源アセンブリ２０を用いて対応する同位体による較正を受ける患者内部に注入された放射性医薬品の崩壊からの主エネルギー放出を意味することに留意すべきである。さらに、本明細書で使用する場合に「エネルギーウィンドウ」という用語は一般に、ガンマカメラや検出器によって計測された際に放射性同位体のエネルギーに対応するスペクトルピークのエネルギーの周辺の（エネルギーウィンドウの幅で規定されるような）エネルギー範囲内に属する計測エネルギーを有する光子を含むような画像再構成で使用されるエネルギーのことを意味する。
【００１８】
較正線源アセンブリ２０は一般に、その背面側に隣接するかこれに結合させた背面層として表した蛍光層２４を有する同位体線源２２を含む。蛍光層２４は、幾つかの実施形態では背面プレートや背面層として構成することがある。例えば同位体線源２２は、その背面側上にある（例えば、これに取り付けられた）蛍光層２４によって規定されるＸ線蛍光体裏当て層を備えた概してプラナー放射性のフラッド型線源とすることがある。幾つかの実施形態ではその蛍光層２４は、（例えば、接着剤や別のエポキシによる接着あるいはその上へのコーティングによって）その上に支持されるまたはそれに対して結合されるなどした同位体線源２２の一方の側にある薄い層（例えば、０．１〜３．０ミリメートル）である。蛍光層２４を有する同位体線源２２によって一般に、ＮＭ撮像システムを較正するために使用される本明細書で詳細に記載するような構成要素が形成される。
【００１９】
較正線源アセンブリ２０は、任意選択の（特に、較正線源アセンブリ２０の支持及び／または格納のための）構成要素を含むことがある。同位体線源２２及び／または蛍光層２４に対しては、例えば背部カバー２６を取り付けることがある。幾つかの実施形態では、適当な結合機構（例えば、ブラケットまたは接着剤）を用いて蛍光層２４が背部カバー２６と同位体線源２２の間に来るようにして、背部カバー２６を同位体線源２２の背面側に恒久的に取り付けている。別の実施形態ではその背部カバー２６は同位体線源２２及び／または蛍光層２４に着脱式に取り付けられている。背部カバー２６は、格納容器（図示せず）（例えば、使用していないときに同位体線源２２及び蛍光層２４を格納するための放射能遮蔽性の格納容器）の内部に収まるようなサイズ及び形状とさせている。背部カバー２６は任意選択では格納容器の一部を形成することがある。様々な実施形態ではその背部カバー２６は、鉛で製作されると共に蛍光層２４としてまた未使用時に線源２２を格納するための遮蔽及び格納用ケースの背面部分として使用される。別法では、蛍光材料から製作された蛍光層２４が用いられると共に、背部カバー２６がタングステンなどの放射線吸収材料から製作されている。このケースでは、背部カバー２６は線源２２から放出される放射線の実質的にすべてを吸収するだけの十分な厚さに製作される。背部カバー２６に対して機械的な剛性を提供するために硬鉛合金が使用されることがあり、あるいは追加的なフレーム（図示せず）が付加されることがある。別の実施形態では、その同位体線源の作成自体によって剛性を提供することがあり、これに対して蛍光層２４を付着させている。別法として、蛍光層２４としてタングステンが使用されることがある。別法として、タングステンや適当な別の材料を用いて蛍光及び剛性の機能を複合させることがある。
【００２０】
背部カバー２６と一緒にさらに、着脱式カバー２８（例えば、着脱式の前部カバー）が設けられることがあり、これを背部カバー２６に対して着脱式に取り付け同位体線源２２及び蛍光層２４を覆うことがある。したがって、同位体線源２２及び蛍光層２４を較正に使用するときに着脱式カバー２８を取り外し、これにより図１の矢印に示すようにして同位体線源２２をＮＭ撮像システムの１つまたは複数の検出器素子またはモジュールに対して曝露させる。幾つかの実施形態では着脱式カバー２８は、未使用時に線源２２の遮蔽及び格納用ケースの前部分として使用される。このケースでは、着脱式カバー２８は線源２２から放出される放射線のうちの実質的に全部または多くの部分を吸収するだけの十分な厚さで製作される。着脱式カバー２８に対して機械的剛性を提供するために硬鉛合金が使用されることがあり、あるいは追加的なフレーム（図示せず）が付加されることがある。別法として、着脱式カバー２８はタングステンなどの放射線吸収材料から製作されることがある。
【００２１】
同位体線源２２及び蛍光層２４がそれぞれ異なる同位体及び材料から形成されることがある。例えば幾つかの実施形態ではその同位体線源２２を、鉛（Ｐｂ）から形成した蛍光層２４を用いたコバルト同位体から形成している。そのコバルト同位体は、図４及び５のグラフ４０及び４２のそれぞれで示すような約１２２ｋｅＶにエネルギーピークをもつエネルギースペクトルを有するコバルト５７（５７ＣｏｂａｌｔまたはＣｏ５７）とすることがある。グラフ４０及び４２の水平軸はエネルギーを表し、またグラフ４０及び４２の垂直軸は光子カウントを表す。具体的には、図２に示したエネルギー曲線５０は、約１２２ｋｅＶにエネルギーピーク５２を示すＣｏ５７から形成される同位体線源２２のエネルギースペクトルに対応する。約１３６．５ｋｅＶにもこれより小さいエネルギーピーク５４（すなわち、ピークエネルギーはより大きいがカウント数がより少ないエネルギーピーク）が存在している。
【００２２】
Ｃｏ５７から形成されまたさらにＰｂから形成された蛍光層２４を有する同位体線源２２のエネルギースペクトルに対応するエネルギー曲線６０には、エネルギーピーク５２及び５４のそれぞれに対応する同様のエネルギーピーク６２及び６４が存在している。さらに、蛍光層２４内のＰｂからの蛍光の結果として、図３に示すように異なるエネルギーレベル位置に異なるエネルギーピークも形成される。蛍光層２４内のＰｂは、異なるエネルギーレベルの蛍光を生じるように蛍光層２４により吸収したガンマ線を再放射させる。具体的には図３に示すように、Ｃｏ５７から形成されまたさらにＰｂから形成された蛍光層２４を有する同位体線源２２のエネルギースペクトルに対応するエネルギー曲線６０はさらに、約７５ｋｅＶ及び８５ｋｅＶの位置にエネルギーピーク６６及び６８を含む。エネルギーピーク６６と６８はＰｂ蛍光（すなわち、Ｐｂからの７５ｋｅＶのＫα蛍光と８５ｋｅＶのＫβ蛍光）に対応する。本明細書において特異的なエネルギーピークに言及する場合、そのエネルギーピークは、上述または後述するエネルギーレベルなど記載しているエネルギーレベルからのエネルギー偏差域内にも生じることがあることに留意すべきである。
【００２３】
したがって、蛍光層２４（例えば、Ｃｏ５７フラッド型線源上の数ミリメートル（１〜３ｍｍ）のＰｂ層など薄いＰｂ層）を有する同位体線源２２は、Ｃｏ５７からの１２２ｋｅＶエネルギーピーク（及び、１３６．５ｋｅＶエネルギーピーク）を含むエネルギースペクトル内に識別可能な７５ｋｅＶエネルギーピーク（及び、別の８５ｋｅＶエネルギーピーク）を配置させる。したがって、ガンマカメラや検出器を較正すること（例えば、単一同位体から生成された複数のエネルギーピークを用いたゲイン及びオフセットを較正すること）ができる。具体的には、Ｃｏ５７から形成されまたさらにＰｂから形成された蛍光層２４を有する同位体線源２２では、Ｃｏ５７が１２２ｋｅＶ及び１３６．５ｋｅＶのエネルギーピークを提供し、またＰｂが７５ｋｅＶエネルギーピーク（またさらには、より小さい８５ｋｅＶエネルギーピーク）を付加する。したがって、エネルギー曲線６０からのエネルギーピークのうちの２つ以上を用いることによって、単一収集から当技術分野で周知の技法を用いてＮＭ撮像システムのガンマカメラや検出器に関するゲイン及びオフセットを計算することができる。したがって、各ピクセルごとのゲイン及びオフセットを較正しエネルギーマップの規定に用いることができる。
【００２４】
幾つかの実施形態では追加としてまたは別法として、検出器較正の間に７５ｋｅＶ及び／または１２２ｋｅＶのエネルギーピークも使用される。例えば、７５ｋｅＶ、１２２ｋｅＶ及び１３６．５ｋｅＶのエネルギーピークなどの異なるエネルギーピークまたは追加のエネルギーピークを使用し、ピクセル式ガンマカメラや検出器の複数のピクセルのそれぞれに関するオフセット、ゲイン及び２次項を決定し、これにより当技術分野で周知の技法を用いて較正マップを作成することができる。３つのピークの利用により与えられる追加の較正確度は、１７０ｋｅＶ及び２４０ＫｅＶのガンマ線を放出するインジウム１１１などの同位体による臨床測定用にガンマカメラまたは検出器を較正するために使用されることがある。振幅がこれより小さい８５ｋｅＶのエネルギーピークなどの追加的なエネルギーピークが使用されることもある。
【００２５】
較正線源アセンブリ２０を形成するためには様々な同位体及び材料を使用し得ることに留意すべきである。例えば同位体線源２２は、Ｃｏ５７の１２２ｋｅＶエネルギーピークではなく１４０．５ｋｅＶにエネルギーピークを提供するテクネチウム９９ｍ（ｔｅｃｈｎｅｔｉｕｍ−９９ｍ）で満たされたプラスチック筐体フラッド型線源として構成されることがある。さらに、別のコバルト同位体（例えば、Ｃｏ６０）が使用されることがある。さらに例えば、追加的なまたは異なるエネルギーピークを提供するような別の材料で蛍光層２４をコーティングすることがある。さらに、蛍光層２４を形成するためにＰｂ以外の材料を使用することがある。例えば蛍光層２４は、ビスマス、タングステン、タンタル、バリウム、スズ（ただし、これらに限らない）から形成されることがある。
【００２６】
蛍光層２４はさらに、多層構造から形成されること（例えば、タングステンとＰｂの二重層から形成されること）がある。この多層構造内では、タングステンからの蛍光によって６９ｋｅＶの位置にエネルギーピークが生成され、かつＰｂからの蛍光によって７５ｋｅＶ及び８５ｋｅＶの位置にエネルギーピークが生成される。
【００２７】
Ｐｂから形成される蛍光層２４によればオペレータに対する放射線遮蔽が提供されることに留意すべきである。例えば、同位体線源２２上に１ｍｍ層のＰｂを使用すると１４０ｋｅＶの放射線の強度を約９／１０だけ低減することが可能である。さらにＰｂ層によって同位体線源２２に対して機械的支持を提供すること（並びに、この逆の支持を提供すること）ができる。
【００２８】
別の修正形態は、蛍光層２４と反対側の同位体線源２２の前側上に設けられた任意選択の薄い層（例えば、０．０１〜１．０ミリメートルの薄い箔層）を含む。この前側層は、エネルギースペクトルのピーク比が増大するように構成されることがあり、また銅や真鍮などの異なる材料から形成されることがある。この前側層はさらに、追加的なエネルギーピークの提供及び／または主強度のエネルギーピークの低減を行うように構成されることもある。さらにこの薄層は、すべてのエネルギーピークが概ね同じ高さまたは振幅となるように構成させることがある。
【００２９】
較正線源アセンブリ２０（具体的には、蛍光層２４を伴う同位体線源２２を含む）は、例えばマルチボアコリメータやピンホール形コリメータなどコリメート式の検出器を備えたＮＭ撮像システムなどの様々なタイプのＮＭ撮像システムを較正するために使用されることがある。動作時において蛍光層２４を備えた同位体線源２２は、検出器からの予測される出力を規定する既知の放射能放射源を提供する（例えば、フラッド型線源による）ことによって検出器を較正するために使用される。これに続き、検出器素子からの実際の出力（例えば、ピクセル式検出器のピクセルからの出力）を使用し、予測出力と実際出力との差に基づいてピクセル式検出器を較正することがある。この較正は、適当な任意の方法（例えば、当技術分野で周知の方法）を用いて実施されることがある。
【００３０】
較正線源アセンブリ２０は、図６及び７に示すようなＮＭ撮像システム８０の較正のために図４及び５に示すように構成されることがある。具体的には図４及び５に示すように較正線源アセンブリ２０は、フレームの形で図示しておりまたＮＭ撮像システム８０（図６及び７参照）のボア８４内部にある（さらに詳細には、検出器アセンブリ８６に対して支持された）内部ガントリ８２の中に較正線源アセンブリ２０を保持するためのジグを規定するのが一般的であるような支持部材７０を含むことがある。図４では蛍光層２４を取り外した状態で較正線源アセンブリ２０を図示していることに留意すべきである。支持部材７０は、ボア８４内部のガントリ８２の中に収まると共に、検出器アセンブリ８６のハウジングの内周部の少なくとも一部分（例えば、検出器アセンブリ８６の４分の１、３分の１、２分の１、その他）を包含するようなサイズ及び形状としている。したがって、支持部材７０がボア８４内部にあるガントリ８２の中に収まるようなサイズ及び形状であると共に検出器アセンブリ８６のうちの少なくとも３分の１を包含するような例示的な一実施形態では、検出器アセンブリの３分の１が一度に較正され、検出器アセンブリ８６の別の部分の較正には支持部材７０を移動させている。
【００３１】
支持部材７０は、検出器アセンブリ８６の直径を横断して延びる脚部７２と、検出器アセンブリ８６の周囲に沿って延びる脚部７４と、を含む。脚部７２からは１つまたは複数のアーム７６も延びており、例えば検出器アセンブリ８６内部への較正線源アセンブリ２０の配置及びこれからの取り外しを容易にするように脚部７２の端部部分から４本のアーム７６が延びている。さらに、例えば脚部７２に対して横向きに検出器アセンブリ８６のハウジングに沿ってアキシャル方向に整列させた較正線源アセンブリ２０をさらに支持するための交差部材７８も設けられることがある。
【００３２】
ＮＭ撮像システム８０は、イベントカウント（例えば、ＳＰＥＣＴ光子カウント）を検出するためにＣＺＴ検出器などのコリメート型ピクセル式検出器を有するＮＭ診断撮像システムとすることがある。例えば図６に示すようにＮＭ撮像システム８０は、ＧＥ  Ｈｅａｌｔｈｃａｒｅから入手可能なＤｉｓｃｏｖｅｒ  ＮＭ５３０ｃ撮像システムなどＳＰＥＣＴ撮像システムとして具現化して示した診断ＮＭ撮像システム８０とすることがある。システム８０は、その内部にボア８４を貫通させたガントリ８２（一体型ガントリとし得る）を含む。ガントリ８２は、検出器アセンブリ８６の一部を形成する１つまたは複数のＮＭ放射線検出器を支持するように構成されている。この放射線検出器は、複数のコリメータにより提供される焦点型コリメーションを有する例えばＣＺＴ半導体検出器などのＣＺＴ撮像モジュールとして構成されることがある。ＮＭ放射線検出器は、例えばガントリ８２の全３６０度またはガントリ８２の１８０度などその一部にわたるなどその支持がガントリ８２のより大きな周長にわたることやより小さい周長にわたることがあることに留意すべきである。したがって放射線検出器は検査軸を画定するボア８４の周りに配列させている。
【００３３】
患者テーブル８８が設けられることがあり、この患者テーブル８８は寝台支持システム９２に対して摺動自在に結合させた寝台９０を含んでおり、この寝台支持システム９２は、床面に直接結合させることやガントリ８２に結合された台座を介してガントリ８２に結合させることがある。寝台９０は、寝台９０の上側表面に対して摺動自在に結合させたストレッチャーを含むことがある。患者テーブル８８は、ボア８４の検査軸と実質的に整列した検査位置に対する患者（図示せず）の進入及び後退を容易にするように構成されている。撮像スキャン中に患者テーブル８８は、患者または患者の一領域に関するイベントカウント情報を取得するために、寝台９０及び／またはストレッチャーがアキシャル方向でボア８４を出入りする（並びに、その内部を上下する）ような動きをするように制御を受ける。撮像システム８０の動作及び制御は当技術分野で周知の任意の方式によって実施されることがある。静止型ガントリまたは移動型ガントリを含む撮像システムと連携させて様々な実施形態を実現し得ることに留意すべきである。
【００３４】
較正線源アセンブリ２０（図１参照）は本明細書の以下に詳細に記載し例証するような検出器アセンブリ８６の内部に支持されることがある。次いで、蛍光層２４を有する同位体線源２２（いずれも、図１参照）から検出器アセンブリ８６の検出器の複数のピクセルの各々によって検出されるイベントカウント情報を収集するようなスキャン動作が実施される。これに続き、本明細書の以下に詳細に記載するような較正が実施される。
【００３５】
したがって図７に示すようにＮＭ撮像システム８０は、検出器アセンブリ８６内部（そのハウジングなど）にあるその内部を通過するボア８４を有する検出器対１００（例えば、ガンマ検出器またはガンマカメラ）などの１つまたは複数の検出器を含むことがある。ボア８４は、患者テーブル８８（図６参照）あるいは較正線源アセンブリ２０またはその一部の上に支持された患者などの対象物をその内部に受け容れるように構成されている。検出器１００は「Ｌ」モード構成となるように図示しているが、「Ｈ」モード構成などの別の構成で移動させ位置決めすることもある。さらにガントリ８２は例えば、「Ｃ」字形、「Ｈ」字形または「Ｌ」字形など異なる形状で構成されることがある。設けられる検出器１００の数は多い場合も少ない場合もあり得ることに留意すべきである。
【００３６】
検出器１００は、放出光子データなどのＮＭデータを収集するためにガントリ８２上に支持されている。検出器１００は、ＣＺＴと呼ぶことが多いテルル化カドミウム亜鉛（ＣｄＺｎＴｅ）、テルル化カドミウム（ＣｄＴｅ）及びケイ素（Ｓｉ）（ただし、これらに限らない）などの様々な材料から、あるいはヨウ化ナトリウム（ＮａＩ）から形成されると共に、周知の光電子増倍管（ＰＭＴ）（図示せず）と組み合わせて使用されることがある。幾つかの実施形態ではその検出器は、その各々が複数のピクセルを有する複数の検出器モジュールから形成されることがある。
【００３７】
例えば関心領域（ＲＯＩ）に向かって集束型コリメーションを提供するために、検出器１００（または、そのモジュール）と組み合わせて１つまたは複数のコリメータ１０２を設けることがある。したがって、ピンホール（または、マルチピンホール）あるいは集束形コリメータといったコリメータのタイプによると、検出器１００（または、その一部分）のそれぞれに関する実際の視野域（ＦＯＶ）が低減されることがある。さらに使用するコリメータ１０２のタイプに応じて、実際のＦＯＶが大きくなることや相対的に不変のままとなることがある。コリメータ１０２のタイプに関する追加の例には、平行ビームコンバージング、ダイバージングファンビーム、コンバージングまたはダイバージングコーンビーム、マルチボア、マルチボアコンバージング、マルチボアコンバージングファンビーム、マルチボアコンバージングコーンビーム、マルチボアダイバージング、あるいは別のタイプのコリメータが含まれる。
【００３８】
ＮＭ撮像システム８０はさらに、撮像システム８０に結合されたプロセッサ１０４（例えば、ワークステーション）を含む。動作時において、１つまたは複数の画像データ組１０６（または、別の画像情報）とし得る検出器１００からの出力は、ディスプレイ１１０上に表示するためや検出器較正のための画像を形成するための画像再構成などの処理をするためにプロセッサ１０４に送られる。
【００３９】
したがって、例えば支持部材７０によって検出器アセンブリ８６の内部に支持された較正線源アセンブリ２０の同位体線源２２の放出からの光子カウント情報などのイベントカウント情報が検出器１００から得られる。画像データ組１０６などの生データは、短期目的で（例えば、処理中）、あるいは長期目的で（例えば、後でオフラインで取り出すために）メモリ１０８内に保存されることがあることに留意すべきである。メモリ１０８は任意のタイプのデータ記憶デバイスとすることがあり、これはさらに情報のデータベースまたはマップも保存することがある。メモリ１０８は、プロセッサ１０４から単独とさせることや、プロセッサ１０４の一部を形成することがある。
【００４０】
支持部材７０は、検出器アセンブリ８６の一方の側（図７では左側面（垂直壁）上で図示）で較正線源アセンブリ２０のプラナー表面がすべてのコリメータ１０２の前に位置決めされる（例えば、ピンホールのすべてを放射線に対して曝露させる）など、較正線源アセンブリ２０が検出器アセンブリ８６の一部分の前に位置決めされるようにして位置決めされる。次いで、検出器アセンブリ８６の下側部分（例えば、図７に示すような底面（水平壁））上でコリメータ１０２を曝露させるように支持部材７０を移動させる。
【００４１】
幾つかの実施形態ではその核医学カメラは、実質的に鉛から製作されたマルチボアコリメータと嵌合させている。このマルチボアコリメータは、当技術分野で周知の平行ボアファンビームまたはコーンビームタイプとすることがある。これらの実施形態では、ガンマ線がコリメータ隔壁に当たったときにＸ線蛍光が生成される。こうして生成されたＸ線蛍光はデュアルまたはマルチピーク較正のために主ガンマエネルギーピークと一緒に使用されることがある。
【００４２】
したがって、ＮＭ撮像システムの内部に支持された様々な実施形態の較正線源アセンブリを利用すると、単一同位体フラッド型線源を用いてＮＭ撮像のマルチピーク較正を実施することができる。この較正線源アセンブリは、それに対して組み上げられたコリメート式検出器を有するＮＭ撮像システムを較正するために使用することができる。
【００４３】
ハードウェア、ソフトウェアあるいはこれらを組み合わせた形で様々な実施形態を実現し得ることに留意すべきである。さらに、様々な実施形態及び／または構成要素（例えば、これらの内部にあるモジュールや構成要素及び制御器）は、１つまたは複数のコンピュータまたはプロセッサの一部として実現させることができる。このコンピュータまたはプロセッサは、コンピュータ処理デバイス、入力デバイス、表示ユニット、及び例えばインターネットにアクセスするためのインタフェースを含むことがある。このコンピュータまたはプロセッサは、マイクロプロセッサを含むことがある。このマイクロプロセッサは、通信バスと接続させることがある。このコンピュータまたはプロセッサはさらにメモリを含むことがある。このメモリは、ランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）や読出し専用メモリ（ＲＯＭ）を含むことがある。このコンピュータまたはプロセッサはさらに、ハードディスクドライブ、あるいはフレキシブルディスクドライブ、光ディスクドライブ、その他などの着脱式の記憶ドライブとし得る記憶デバイスを含むことがある。この記憶デバイスはさらに、コンピュータプログラムやその他の命令をコンピュータまたはプロセッサにロードするための別の同様の手段とすることがある。
【００４４】
本明細書で使用する場合、「コンピュータ」または「モジュール」という用語は、マイクロコントローラを用いたシステム、縮小命令セットコンピュータ（ＲＩＳＣ）、ＡＳＩＣ、論理回路、及び本明細書に記載した機能を実行可能な別の任意の回路やプロセッサを含めプロセッサベースまたはマイクロプロセッサベースの任意のシステムを含むことができる。上述の例は単に例示であり、またしたがっていかなる意味においても「コンピュータ」という用語の定義及び／または意味を限定することを意図していない。
【００４５】
このコンピュータやプロセッサは、入力データを処理するために１つまたは複数の記憶素子内に格納された１組の命令を実行する。この記憶素子はさらに、所望によりまたは必要に応じて、データやその他の情報も記憶することがある。この記憶素子は情報源の形態とすることや、処理装置内部にある物理的な記憶素子の形態とすることがある。
【００４６】
この命令組は、本発明の様々な実施形態の方法や処理などの指定の動作を実行するように処理装置としてのコンピュータまたはプロセッサに指令するための様々なコマンドを含むことがある。この命令組はソフトウェアプログラムの形態とすることがある。このソフトウェアは、システムソフトウェアやアプリケーションソフトウェアなど様々な形態とすることがある。さらにこのソフトウェアは、個別のプログラムまたはモジュール、より大きなプログラムの内部のプログラムモジュール、あるいはプログラムモジュールの一部分からなる集合体の形態とすることがある。このソフトウェアはさらに、オブジェクト指向プログラミングの形態をしたモジュール型プログラミングを含むことがある。処理装置による入力データの処理は、オペレータコマンドに応答すること、以前の処理結果に応答すること、あるいは別の処理装置が発した要求に応答することがある。
【００４７】
本明細書で使用する場合、「ソフトウェア」と「ファームウェア」という用語は置き換え可能であり、ＲＡＭメモリ、ＲＯＭメモリ、ＥＰＲＯＭメモリ、ＥＥＰＲＯＭメモリ及び不揮発性ＲＡＭ（ＮＶＲＡＭ）メモリを含めコンピュータによって実行するためにメモリ内に記憶された任意のコンピュータプログラムを含む。上述のメモリタイプは単に例示であり、またしたがってコンピュータプログラムの記憶に使用可能なメモリのタイプを限定するものではない。
【００４８】
上の記述は例示であって限定でないことを理解されたい。例えば上述の実施形態（及び／または、その態様）は、互いに組み合わせて使用することができる。さらに、具体的な状況や材料を本発明の様々な実施形態の教示に適応させるように本趣旨を逸脱することなく多くの修正を実施することができる。本明細書内に記載した材料の寸法及びタイプが本発明の様々な実施形態のパラメータを規定するように意図していても、これらの実施形態は決して限定ではなく実施形態の例示にすぎない。上の記述を検討することにより当業者には別の多くの実施形態が明らかとなろう。本発明の様々な実施形態の範囲はしたがって、添付の特許請求の範囲、並びに本請求範囲が規定する等価物の全範囲を参照しながら決定されるべきである。添付の特許請求の範囲では、「を含む（ｉｎｃｌｕｄｉｎｇ）」や「ようになった（ｉｎ  ｗｈｉｃｈ）」という表現を「を備える（ｃｏｍｐｒｉｓｉｎｇ）」や「であるところの（ｗｈｅｒｅｉｎ）」という対応する表現に対する平易な英語表現として使用している。さらに添付の特許請求の範囲では、「第１の」、「第２の」及び「第３の」その他の表現を単にラベル付けのために使用しており、その対象に対して数値的な要件を課すことを意図したものではない。さらに、添付の特許請求の範囲の限定は手段プラス機能形式で記載しておらず、また３５  Ｕ．Ｓ．Ｃ．§１１２、第６パラグラフに基づいて解釈されるように意図したものでもない（ただし、本特許請求の範囲の限定によって「のための手段（ｍｅａｎｓ  ｆｏｒ）」の表現に続いて追加的な構造に関する機能排除の記述を明示的に用いる場合を除く）。
【００４９】
この記載では、本発明の様々な実施形態（最適の形態を含む）を開示するため、並びに当業者による任意のデバイスやシステムの製作と使用及び組み込んだ任意の方法の実行を含む本発明の様々な実施形態の実施を可能にするために例を使用している。本発明の様々な実施形態の特許性のある範囲は本特許請求の範囲によって規定していると共に、当業者により行われる別の例を含むことができる。こうした別の例は、該例が本特許請求の範囲の文字表記と異ならない構造要素を有する場合や、該例が本特許請求の範囲の文字表記と実質的に差がない等価的な構造要素を有する場合があるが、本特許請求の範囲の域内にあるように意図したものである。
【符号の説明】
【００５０】
２０  較正線源アセンブリ
２２  線源
２４  蛍光層
２６  背部カバー
２８  着脱式カバー
４０  グラフ
４２  グラフ
５０  エネルギー曲線
５２  エネルギーピーク
５４  エネルギーピーク
５７  コバルト
６０  エネルギー曲線
６２  エネルギーピーク
６４  エネルギーピーク
６６  エネルギーピーク
６８  エネルギーピーク
７０  支持部材
７２  脚部
７４  脚部
７６  アーム
７８  交差部材
８０  ＮＭ撮像システム
８２  ガントリ
８４  ボア
８６  検出器アセンブリ
８８  患者テーブル
９０  寝台
９２  寝台支持システム
１００  検出器
１０２  コリメータ
１０４  プロセッサ
１０６  画像データ組
１０８  メモリ
１１０  ディスプレイ
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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