(57)【要約】画像形成法および装置であって、画像形成法は、放射性トレーサーを設けた対象物の近傍に位置決めした放射線検出器から検出器出力データを収集するステップと、（i）データに現存する信号の信号形式を決定し、（ii）信号における信号の少なくとも１つの時間的位置を含む、信号の１つ以上のパラメータの推定を行い、（iii）少なくとも信号形式および前記パラメータ推定から信号それぞれのエネルギーを決定することにより検出器出力データにおける個別信号を解像するステップとを含む。対象物と検出器との許容可能距離が増減され、空間解像度が改善され、トレーサー投与量または濃度が低減され、対象物の放射線被爆時間および／または走査時間が低減される。
2011519415.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
画像形成法において、
放射性トレーサーを設けた対象物の近傍に位置決めした放射線検出器から検出器出力データを収集するステップと、
（ｉ）前記データに現存する信号の信号形式を決定し、（ii）前記信号における信号の少なくとも１つの時間的位置を含む、前記信号の１つ以上のパラメータの推定を行い、（iii）少なくとも前記信号形式および前記パラメータ推定から前記信号それぞれのエネルギーを決定することにより検出器出力データにおける個別信号を解像するステップと
を備え、
対象物と検出器との許容可能距離を増減し、空間解像度を改善し、トレーサー投与量または濃度を低減し、対象物の放射線被爆時間および／または走査時間を低減することを特徴とする画像形成法。
【請求項２】
請求項１に記載の方法において、
前記個別信号の解像は、
デジタル時系列で、デジタル化された出力データとして前記検出器出力データを取得するステップと、
少なくとも前記信号形式、前記信号の時間的位置および信号の振幅の関数として、デジタル時系列に基づいた数学的モデルを形成するステップとを含み、
前記信号それぞれのエネルギーの決定が、数学的モデルに基づいた前記信号における、放射線事象を示唆する振幅を決定するステップを含む方法。
【請求項３】
請求項１に記載の方法において、
走査時間またはトレーサー投与量を５％〜３０％まで低減するステップを含む方法。
【請求項４】
請求項１に記載の方法において、
他の放射線検出器の出力に応じて前記検出器出力データをゲート制御するステップを含む方法。
【請求項５】
請求項１に記載の方法において、
同時モードで、他の放射線検出器の出力に応じて前記検出器出力データをゲート制御するステップを含む方法。
【請求項６】
請求項１に記載の方法において、
医療用画像形成法を含む方法。
【請求項７】
請求項１に記載の方法においてにおいて、
断層撮影法を含む方法。
【請求項８】
請求項１に記載の方法において、
ＰＥＴ断層撮影法を含む方法。
【請求項９】
請求項１に記載の方法において、
前記個別信号を解像するステップを用いて画像または投影毎の走査時間を２５％以上低減する方法。
【請求項１０】
請求項１に記載の方法において、
前記個別信号を解像するステップを用いて画像または投影毎の走査時間を３５％以上低減する方法。
【請求項１１】
請求項１に記載の方法において、
前記放射線検出器への入射フラックスを、１００ｋＨｚ以上の関心のあるガンマ線とする。
【請求項１２】
請求項１に記載の方法において、
５０ｋＨｚの入力計数率で、９０％よりも大きいデータスループットを得る方法。
【請求項１３】
請求項１に記載の方法において、
２５〜２５０ｋＨｚの入力計数率で、９０％よりも大きいデータスループットを得る方法。
【請求項１４】
請求項１に記載の方法において、
２５ｋＨｚの入力計数率で、９５％よりも大きいデータスループットを得る方法。
【請求項１５】
請求項１に記載の方法において、
２５〜１００ｋＨｚの入力計数率で、９５％よりも大きいデータスループットを得る方法。
【請求項１６】
請求項１に記載の方法において、
２５０ｋＨｚの入力計数率で、８０％よりも大きいデータデータスループットを得る方法。
【請求項１７】
請求項１に記載の方法において、
２５０〜２５００ｋＨｚの入力計数率で、５０％よりも大きいデータデータスループットを得る方法。
【請求項１８】
請求項１に記載の方法において、
ＳＰＥＣＴカメラ、および投影または画像毎に１５ｓ未満の走査時間を使用するステップを含む方法。
【請求項１９】
請求項１に記載の方法において、
ＳＰＥＣＴカメラ、および投影または画像毎に１３ｓ未満の走査時間を使用するステップを含む方法。
【請求項２０】
画像形成装置であって、
放射性トレーサーを設けた対象物の近傍に配置可能であり、該トレーサーにより放出された放射線を検出し、放射線に反応した検出器データを出力する放射線検出器と、
デジタル形式の検出データを受信し、データに現存するそれぞれの信号の信号形式を決定し、前記信号の少なくとも１つの時間的位置を含む１つ以上のパラメータのパラメータ推定を行い、少なくとも前記信号形式および前記パラメータ推定からそれぞれの信号のエネルギーを決定するようにプログラミングされたプロセッサと
を備え、
対象物と検出器との許容可能距離が増減され、空間解像度が改善され、トレーサー投与量または濃度が低減され、対象物放射線被曝時間および／または走査時間が低減されることを特徴とする結象装置。
【請求項２１】
請求項２０に記載の装置において、
前記プロセッサが、デジタル時系列の形式で前記検出器出力データを取得し、少なくとも前記信号形式、前記信号の時間的位置および前記信号の振幅の関数として、デジタル時系列に基づいた数学的モデルを形成するようプログラミングされており、
それぞれの前記信号のエネルギーの決定が、数学的モデルに基づいた、放射線事象を示す前記信号の振幅を決定することを含む装置。
【請求項２２】
請求項２０に記載の装置において、
比較可能な複数の放射線検出器を含み、前記装置が、検出器における任意の１つ以上の検出器データに従って任意の１つ以上の検出器の検出器データをゲート制御するように構成されている装置。
【請求項２３】
請求項２０に記載の装置において、
比較可能な複数の放射線検出器を含み、前記装置が、同時モードで、前記検出器における任意の１つ以上の検出器データに従って任意の１つ以上の検出器の前記検出器データをゲート制御するように構成されている装置。
【請求項２４】
請求項２０に記載の装置において、
医療用画像形成装置を備える装置。
【請求項２５】
請求項２０に記載の装置において、
断層撮影装置を備える装置。
【請求項２６】
請求項２０に記載の装置において、
ＰＥＴ装置を備える装置。
【請求項２７】
請求項２０に記載の装置において、
前記プロセッサを使用して、画像または投影毎の走査時間が２５％以上低減される装置。
【請求項２８】
請求項２０に記載の装置において、
前記プロセッサを使用して、画像または投影毎の走査時間が３５％以上低減される装置。
【請求項２９】
画像形成法において、
放射性トレーサーを設けた対象物の近傍に位置決めした放射線検出器から検出器出力データを収集するステップと、
（ｉ）前記検出器出力データをデジタル系列として取得または表示し、（ii）前記データに現存する信号の信号形式を取得または決定し、（iii） 数学的変換に従って、前記信号形式を変換することによって変換信号形式を形成し、（iv）数学的変換に従って前記デジタル系列を変換することによって変換系列を形成し、（ｖ）少なくとも前記変換系列および変換信号形式の関数を評価し、これにより、関数出力を供給し、（vi）モデルに従って関数出力をモデル化し、（vii） モデルに基づいた関数出力の少なくとも１つのパラメータを決定し、(viii)関数出力の少なくとも１つの決定パラメータから信号のパラメータを決定することにより、検出器出力データにおける個別信号を解像するステップと
を含み、
対象物と検出器との許容可能な距離を増減させ、空間解像度を改善し、トレーサー投与量または濃度を低減し、対象物の放射線被爆時間および／または走査時間を低減することを特徴とする画像形成法。
【請求項３０】
画像形成装置であって、
放射性トレーサーを設けた対象物の近傍に位置決可能であり、トレーサーによって放出された放射線を検出し、放射線に反応した検出器データを出力するための放射線検出器と、
デジタル系列のデータを受信し、（ｉ）データに現存する信号の信号形式を取得または決定し、（ii）数学的変換に従って信号形式を変換することによって変換信号形式を形成し、（iii） 数学的変換に従って、デジタル系列を変換することによって、変換信号を含む変換系列を形成し、（iv）少なくとも変換系列と変換信号形式の関数を評価し、これにより、関数出力を供給し、（ｖ）モデルに従って関数出力をモデル化し、（vi）モデルに基づいた関数出力の少なくとも１つのパラメータを決定し、（vii）関数出力の少なくとも１つの決定パラメータから信号のパラメータを決定するようにプログラミングされたプロセッサと
を備え、
対象物と検出器との許容可能な距離が増減され、空間解像度が改善され、トレーサー投与量または濃度が低減され、対象物の放射線被爆時間および／または走査時間が低減されることを特徴とする画像形成装置。
【請求項３１】
画像形成法であって、
放射性トレーサーを設けた対象物の近傍に位置決めされた放射線検出器から検出器出力データを収集するステップと、
（ｉ）検出器出力データをデジタル系列として取得または表示し、（ii）データに現存する信号の信号形式を取得または決定し、（iii） 数学的変換に従って、信号形式を変換することにより変換信号形式を形成し、（iv）数学的変換に従ってデジタル系列を変換することによって、変換信号を備える変換系列を形成し、（ｖ）少なくとも変換系列および変換信号形式の関数を評価し、これにより、関数出力を供給し、（vi）モデルに従って関数出力をモデル化し、（vii） モデルに基づいた関数出力の少なくとも１つのパラメータを決定し、(viii)関数出力の少なくとも１つの決定パラメータから信号のパラメータを決定することにより、検出器出力データにおける個別信号を解像するステップと
を含み、
対象物と検出器との許容可能な距離を増減し、空間解像度を改善し、トレーサー投与量または濃度を低減し、対象物の放射線被爆時間および／または走査時間を低減することを特徴とする装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本出願は、２００８年３月２１日に出願された米国特許出願第６１／０４１，１４４号および２００８年１２月１８日に出願された米国特許出願第６１／１３８，８７９号の出願日の恩恵を主張するものであり、その開示内容の全体は参照に本明細書に組み込まれるものとする。
【０００２】
本発明は、一般に画像形成法、特に単一光子放射断層撮影法（ＳＰＥＣＴ）、ポジトロン断層撮影法（ＰＥＴ）およびガンマカメラ画像形成法などの医療用画像形成技術に関するが、これらに限定されない。
【背景技術】
【０００３】
分子画像形成法は、人体の生体機能の機能的な画像形成のための有力で感度の高い技術として出現している。特に単一光子放射断層撮影法（ＳＰＥＣＴ）およびポジトロン断層撮影法（ＰＥＴ）は、癌を検出し、診断するための最も効果的技術のうちの２つである。
【０００４】
これらの技術では、例えば、放射性の放射線医薬品と表示される単純な糖などの成分を含むトレーサーが患者に注入される。この放射線はガンマ線を生じ、ガンマ線は体内を移動するトレーサーとして検出および記録される。癌細胞は、通常の細胞よりも高い率で糖を代謝させ、放射性医薬品は高濃度で癌領域に入り込む。
【０００５】
ガンマ線検出器は、患者の体内から放出された放射線を検出するために用いられる。放射線は、等方性に放出されたポジトロンが減速し、組織内の電子と反応し、消滅した場合に生成される。電子およびポジトロンの消滅により、２本の５１１ｋｅＶのガンマ線が生成され、これらのガンマ線は反対方向に放出される。すなわち、方向は本質的に１８０°異なる。ガンマ線光子は、対向する検出器を用いて同時に検出される。
【０００６】
補正エネルギーのガンマ線が同時に検出され、識別された場合、断層撮影法アルゴリズムが、これらそれぞれの有効事象を画像に再構成するために用いられる。しかしながら、同時事象を有効に検出するためには、反対の５１１ｋｅＶガンマ線が（１）狭い時間窓Δｔの範囲で反対の検出器により検出され、（２）５１１ｋｅＶ＋-ΔＥの補正エネルギーを有している必要がある。ΔＥは、概して１０％〜５０ｋｅＶである。Δｔおよび／またはΔＥが増大した場合にはより多数の誤った同時性が検出されるが、ΔｔまたはΔＥが過度に小さいことにより計数率が小さすぎる場合には、過度に長引いた測定時間（またはトレーサー投与量）が必要となる。
【０００７】
ＰＥＴ機器で使用されるガンマ線検出器は、入力放射線事象に対して有限応答時間を有している。患者からの放射線放出特性がランダムなので、検出器の有限応答時間内に２つ以上の放射事象が検出器に到達する場合もある。この現象は、「パルスパイルアップ」として知られている。パルスパイルアップが生じた場合、１つの事象は次の事象の到達によって破損しているので、事象の到達時間および放射事象のエネルギーを正確に決定することは不可能である。このように、パルスパイルアップが生じた場合、いずれの事象も同時事象として有効に分類することは不可能であり、データは放棄しなければならなない。パルスパイルアップにより計数率が低すぎる場合にも過度に長引いた測定時間またはトレーサー投与量が必要となる。
【０００８】
さらに、ＰＥＴ機器の検出器ユニットの設計により、パルスパイルアップ事象は、検出器結晶内の検出位置の割当てエラーにつながりかねない。放射線／検出器相互反応の特定位置が、位置感応性光電子増倍管（ＰＭＴ）およびＰＭＴにおける４つのアノードの出力に基づいたアンガーロジックを用いて決定することができる。パイルアップ現象が生じた場合、結晶アレイ内部の放射事象の重み杖は不正確であり、１つの結晶ブロック内に生じた相互作用は、検出ブロックの隣接する結晶に誤って割り当てられる場合もある。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００９】
本発明の課題は、上記従来技術の欠点を改善した画像形成方法を提案することである。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
本発明の第１態様によれば、画像形成方法において、
放射性トレーサーを設けた対象物の近傍に位置決めした放射線検出器から検出器出力データを収集するステップと、
（ｉ）上記データに現存する信号の信号形式（またはインパルス応答）を決定し、（ii）上記信号における信号の少なくとも１つの時間的位置を含む、上記信号の１つ以上のパラメータの推定を行い、（iii）少なくとも上記信号形式および上記パラメータ推定から上記信号それぞれのエネルギーを決定することにより検出器出力データにおける個別信号を解像するステップと
を含み、
対象物と検出器との許容可能な距離が増減され、空間解像度が改善され、トレーサー投与量または濃度が低減され、対象物の放射線被爆時間および／または走査時間が低減される方法が提供される。
【００１１】
例えば、ＳＰＥＣＴにおける（Ｔｃ９９ｍを用いた）典型的なトレーサー投与量は、リガンドに応じて４００ＭＢｑ〜１２００ＭＢｑの範囲に及ぶ。ＴＩ２０１の投与量は、一般に４ＭＣｉまで（すなわち、約１５０〜１６０ＭＢｑ）であり、Ｉ−１３１投与量（診断）は２０〜４０ＭＢｑの規模（すなわち、約１〜２ＭＣｉ）であり、ＳＰＥＣＴおよびプラナーイメージングは、一般に同じ投与量を用いる。投与量および／または画像形成時間を制限するのは対象物に対する放射線被曝である。それ故、画像の質は一般に低い。プラナーイメージングの６〜１０分の取得時間は一般的である。（患者が快適であると仮定した場合の）ＳＰＥＣＴ時間は１０〜３０分の範囲に及ぶ。取得時間を短縮する（または総カウント数を改善する）ための典型的な手法は、ガンマ線検出器（または「カメラ」）において複数の「ヘッド」を用いることによって得られるが、３つのヘッドを備えるガンマカメラは数種類しか市販されていない。多くはデュアルヘッドであり、単一ヘッドのものもある。
【００１２】
本発明によれば、大量の使用可能データが任意の特定の（典型的な）測定装置から抽出可能であり、これにより、対象物放射線被爆を増大させることなしに、または付加的なガンマ線検出器を必要とすることなしに解像度または画像質が改善される。代替的に、解像度または画像質を損なうことなしに対象物の放射線被曝を低減することができる。このように、幾つかの用途で走査時間または投与量を５％〜３０％低減し、多くの用途で走査時間または投与量を１５％〜３０％の範囲で低減することは非現実的ではないことをテストが示唆している。２０％〜３０％の範囲で走査時間または投与量を低減することができるケースもある（さらに低減率が高いケースもある）。
【００１３】
個別信号の解像は、
デジタル時系列でデジタル化された出力データとして検出器出力データを取得するステップと、
少なくとも信号形式、信号の時間的位置および信号の振幅の関数としてデジタル時系列に基づいた数学的モデルを形成するステップとを含み、
それぞれの信号のエネルギーの決定は、数学的信号に基づいた信号において放射事象の示唆する振幅を決定するステップを含む。
【００１４】
本方法は、例えば同時モードで、他の放射線検出器の出力に応じて検出器出力データをゲート制御するステップを含む。
【００１５】
本方法は、断層撮影法などの医療用画像形成法を含む。このような一実施形態では、方法はＰＥＴ断層撮影法を含む。
【００１６】
個別信号の解像法を使用することにより、画像または投影毎の走査時間が２５％以上低減される。一実施形態では、個別信号の解像法を使用することにより、画像または投影毎の走査時間が３５％以上低減される。
【００１７】
ＰＥＴ法では、５〜８ｍＣｉまたはそれ以上のＦ１８ＦＤＧが典型的に使用される。走査時間は可変であり、検出器、ガントリージオメトリ、Ｚ軸の長さおよび注入量に依存する。（対象物の任意の位置における）より良好な走査時間は、現在では２〜３分である（またはわずかに短い）。典型的なＰＥＴ検出器リングＺの深さは２５ｃｍであり、例えば５ｃｍは１つの位置から次の位置へのオーパララップである。全般に、放出段階時間は、投与量の少ないＢＧＯ ２-Ｄスキャナでは３０〜４０分に減じられ、投与量の多い新しい３-Ｄ ＬＳＯスキャナでは１０分に減じられる。透過段階は比較可能である。実際に、セットおよびスキャン準備には実際の取得よりも時間がかかる。例えば、放射線オン時の取得時間は胸部で一呼吸停止分、腹部および骨盤で一呼吸停止分の長さである。
【００１８】
このように、ＰＥＴ法を用いて、本発明は任意の特定の（典型的な）測定装置から抽出可能な大量の有効データを可能にし、これにより、対象物の放射線被曝率を増大させることなしに、または、付加的なガンマ線検出器を必要とせずに解像度または画像質が改善され、走査時間または投与量を低減する。
【００１９】
他の実施形態では、本方法は、Ｘ線透過型画像形成法またはＣＴ画像形成法である。
【００２０】
一実施形態では、（上述の）個別信号の解像度の使用により、投影毎の走査時間が少なくとも３５％低減され、別の実施形態では３５％以上低減される。
【００２１】
このように、この方法ではできるだけ多くのデータの特徴を明らかにしようと努めるが、以下のように適宜に特徴付けることが不可能なデータ（それ故、「破損データ」と呼ばれる）もある。「信号」という用語は、この文脈では個別信号の総和を含む全般的な出力信号というよりも個別の検出事象に対応した出力について述べているので「パルス」と換言できる。信号最大値の時間（または時間軸における位置）または信号の先行エッジなどの信号の時間的位置（またはタイミング）を測定するか、または様々な方法で表示することができる。典型的には、これは到着時間（または「到着の時間」）または検出時間と呼ばれる。
【００２２】
「検出器データ」という用語は、関連電子機器または検出器外部のその他の電子機器により続いて処理される、検出器に由来するデータについて言及している。
【００２３】
本方法は、パラメータ推定値からデータのモデルを構成するステップ、および検出器出力データとモデルとの比較に基づいたパラメータ推定値の精度を決定するステップを含む。
【００２４】
信号形式（またはインパルス応答）は較正プロセスによって決定してもよい。１つ以上の信号事象検出に対する検出器の時間領域応答を測定し、このデータから信号形式またはインパルス応答を導き出す。この信号形式の関数形式が、このデータを多項関数、指数関数またスプライン関数などの適宜な関数で補間する（または適宜な関数をデータに当てはめる）ことにより得られる。（逆フィルターなどの）フィルターをこのような検出器信号計形式から構成してもよい。検出器からの出力データをフィルターにより畳み込むことにより信号パラメータの初期推定を行う。特に重要な信号パラメータは、信号の数、各信号の時間的位置（または到着時間）を含む。
【００２５】
特に重要な信号パラメータをさらに精緻化することができる。まず信号の数および到着時間の推定値をピーク検出および閾値の適用により精緻化する。次いで、信号の数および到着時間を検出器インパルス応答（したがって信号形式）と結合することにより、信号のエネルギーパラメータを分析することが可能となる。
【００２６】
（信号パラメータと検出器パルスリスポンスの情報とから構成された）検出器データストリームのモデル（実際には推定値）と実際の検出器出力とを比較することによりパラメータ推定値の精度を決定または「実証」することができる。幾つかのパラメータを決定する検証プロセスの精度が不十分であった場合、これらのパラメータは放棄される。この方法を用いた分光分析では、十分に正確であるとみなされたエネルギーパラメータをヒストグラムとして表してもよい。
【００２７】
本方法は、信号形式（すなわち、信号生成に用いた検出器のインパルス応答）に従って信号パラメータ推定を行うステップを含む。本方法は、１つ以上の信号検出に対する検出器の応答を測定し、信号形式におけるデータに基づいたモデルを導き出すことを含む較正プロセスによって信号を決定するステップを含む。特に、本方法は、予測した信号形式を生成するための関数でデータを補間することによってモデルの関数形式を得るステップを含んでいてもよい。関数は、多項関数、指数関数またはスプライン関数であってもよい。
【００２８】
本方法は、放射線検出器によって生成されるあらかじめ規定された個別信号の形式に基づいてフィルターを設計するステップを含んでいてもよい。フィルターは、例えば、整合フィルターまたは逆フィルターの形式であってもよい。
【００２９】
一実施形態では、本方法は、検出器出力およびフィルターの畳み込みを用いて信号パラメータの初期推定を行うステップを含む。本方法は、信号パラメータの推定値を精緻化するステップを含んでいてもよい。本方法は、ピーク検出工程により信号数の推定値を精緻化するステップを含んでいてもよい。本方法は、ピーク検出工程の適用により信号の時間的位置の推定値を作成または精緻化するステップを含んでいてもよい。本方法は、一次方程式、マトリクス反転、または反復技法によって信号エネルギーの推定値を精緻化するステップを含んでいてもよい。
【００３０】
本発明の一実施形態では、本方法は、検出器インパルス応答と組み合わせた信号パラメータを用いて検出器出力のモデルを形成するステップを含む。本方法は、例えばデータとモデルとの差を最小二乗またはそのほかの測定法などを用いて、実際の検出器出力データと検出器出力モデルとを比較することによってエラー検出を行うステップを含んでいてもよい。
【００３１】
本方法は、十分に正確でないとみなされたパラメータを放棄するステップを含んでいてもよい。
【００３２】
一実施形態では、本方法は、全ての十分に正確なエネルギーパラメータをヒストグラムで表示するステップを含む。
【００３３】
データは、異なる形式の信号を含んでいてもよい。この場合、本方法は、それぞれの信号の信号形式が可能な場所を決定するステップを含んでいてもよい。
【００３４】
一実施形態では、本方法は、複数の信号形式の連続した信号形式に許容範囲で従う信号をデータから漸進的に減算するステップを含む。
【００３５】
一実施形態では、本方法は、５０ｋＨｚの入力計数率で、９０％よりも大きいデータデータスループットを特徴としている。
【００３６】
一実施形態では、本方法は、２５〜２５０ｋＨｚの入力計数率で、９０％よりも大きいデータデータスループットを特徴としている。
【００３７】
一実施形態では、本方法は、２５ｋＨｚの入力計数率で、９５％よりも大きいデータデータスループットを特徴としている。
【００３８】
一実施形態では、本方法は、２５０ｋＨｚの入力計数率で、８０％よりも大きいデータデータスループットを特徴としている。
【００３９】
一実施形態では、本方法は、２５０〜２５００ｋＨｚの入力計数率で、５０％よりも大きいデータデータスループットを特徴としている。
【００４０】
一実施形態では、本方法は、ＳＰＥＣＴカメラ、および投影または画像毎に１５ｓ未満の走査時間を使用するステップを含む。
【００４１】
一実施形態では、本方法は、ＳＰＥＣＴカメラ、および投影または画像毎に１３ｓ未満の走査時間を使用するステップを含む。
【００４２】
有利には画像形成方法にしたがって比較可能な実施形態を設けてもよい。
【００４３】
第２実施態様では、本発明は、画像形成装置であって、
放射性トレーサーを設けた対象物の近傍に配置可能であり、トレーサーにより放出された放射線を検出し、放射線に反応した検出器データを出力する放射線検出器と、
デジタル形式の検出データを受信し、データに現存するそれぞれの信号の信号形式を決定し、前記信号の少なくとも１つの時間的位置を含む１つ以上のパラメータのパラメータ推定を行い、少なくとも前記信号形式および前記パラメータ推定からそれぞれの信号のエネルギーを決定するようにプログラミングされたプロセッサと
を備え、
対象物と検出器との許容可能距離が増減され、空間解像度が改善され、トレーサー投与量または濃度が低減され、対象物放射線被曝および／または走査時間が低減される装置が提案される。
【００４４】
プロセッサは、デジタル時系列の形式で検出器出力データを取得し、デジタル時系列に基づいた数学的モデルを少なくとも信号形式、信号の時間的位置および信号の振幅の関数として形成するようプログラミングしてもよい。それぞれの信号のエネルギーの決定は、数学的モデルに基づいた、放射線事象を示す信号の振幅を決定するステップを含む。
【００４５】
本装置は、比較可能な複数の放射線検出器を含んでいてもよく、本装置は、例えば同時モードで、検出器における任意の１つ以上の検出器データに従って任意の１つ以上の検出器の検出器データをゲート制御するように構成されていてもよい。
【００４６】
本装置は、断層撮影装置などの医療用画像形成装置であってもよい。このような一実施形態では、本装置はＰＥＴ装置を含む。
【００４７】
一実施形態では、本装置は、５０ｋＨｚの入力計数率に対して９０％よりも大きいデータデータスループットを特徴としている。
【００４８】
一実施形態では、本装置は、２５〜２５０ｋＨｚの入力計数率に対して９０％よりも大きいデータデータスループットを特徴としている。
【００４９】
一実施形態では、本装置は、一実施形態では、本方法は、２５ｋＨｚの入力計数率に対して９５％よりも大きいデータデータスループットを特徴としている。
【００５０】
一実施形態では、本装置は、２５〜１００ｋＨｚの入力計数率に対して９５％よりも大きいデータデータスループットを特徴としている。
【００５１】
一実施形態では、本装置は、２５０ｋＨｚの入力計数率に対して８０％よりも大きいデータデータスループットを特徴としている。
【００５２】
一実施形態では、本装置は、２５０〜２５００ｋＨｚの入力計数率に対して５０％よりも大きいデータデータスループットを特徴としている。
【００５３】
本発明の第３実施態様によれば、画像形成法において、
放射性トレーサーを設けた対象物の近傍に位置決めした放射線検出器から検出器出力データを収集するステップと、
（ｉ）（デジタル時系列またはデジタル化スペクトルなどの）検出器出力データをデジタル系列として取得または表示し、（ii）データに現存する信号の信号形式（または同等にインパルス応答）を取得または決定し、（iii） 数学的変換に従って、変換信号を含む信号形式を変換することによって変換信号形式を形成し、（iv）数学的変換に従ってデジタル系列を変換することによって変換系列を形成し、（ｖ）少なくとも変換系列および変換信号形式（および任意に変換信号の少なくとも１つのパラメータ）の関数を評価し、これにより、関数出力を供給し、（vi）（例えば複数の正弦曲線として関数出力をモデル化した）モデルに従って関数出力をモデル化し、（vii） モデルに基づいた関数出力の少なくとも１つのパラメータを決定し、(viii)関数出力の少なくとも１つの決定パラメータから信号のパラメータを決定することにより、検出器出力データにおける個別信号を解像するステップと
を含み、
検出距離に対して許容可能な対象物を増減させ、空間解像度が改善され、トレーサー投与量または濃度が低減され、対象物の放射線被爆時間および／または走査時間が低減される、画像形成法が提案される。
【００５４】
信号形式は、一般に検出器とデータを収集するために使用された、または使用されている放射線（または他の検出された入力）との相互作用を特徴付けるものとみなしてもよい。信号形式は、早い時期の測定、較正などから分かっている場合には、例えばデータベースから決定または取得してもよい。
【００５５】
いくつかの実施形態では、数学的変換に従ったデジタル系列の変換は、デジタル系列のモデルを形成するステップと、数学的変換に従ってデジタル系列のモデルを変換するステップを含む。
【００５６】
他の実施形態では、本方法は、周波数および振幅などの変換信号の複数のパラメータを決定するステップを含む。
【００５７】
特別な実施形態では、変換は、高速フーリエ変換、離散フーリエ変換またはウェーブレット変換などのフーリエ変換である。他の実施形態では、変換は信号形式およびデジタル系列とはそれぞれ幾分異なる形で適用してもよい。例えば、一実施形態では、数学的変換は、フーリエ変換であるが、信号形式は、離散フーリエ変換によって変換され、デジタル系列は高速フーリエ変換によって変換される。
【００５８】
一実施形態では、フーリエ変換および関数は、
式：Ｙ（ｋ）＝Ｘ（ｋ）／Ｈ（ｋ）
により表すことができ、Ｙ（ｋ）は、変換系列であり、Ｈ（ｋ）は、変換信号形式である。
【００５９】
このように、この変化態様の方法では、信号、ひいてはできるだけ多くのデータのパラメータを決定するよう努めるが、以下に説明するように、このようなことを行うことが不可能なデータ（それ故「破損データ」と呼ばれる）もあることを理解されたい。したがって、「信号」という用語は、この文脈では個別信号の総和を含む全般的な出力信号というよりも個別の検出事象に対応した出力について述べているので「パルス」と換言できる。信号最大値の時間（または時間軸における位置）または信号の先行エッジなどの信号の時間的位置（またはタイミング）を測定するか、または様々な方法で表示することができる。典型的には、これは到着時間（または到着の時間）または検出時間と呼ばれる。
【００６０】
「検出器データ」という用語は、関連電子機器または検出器外部のその他の電子機器により続いて処理される、検出器に由来するデータについて言及している。
【００６１】
信号形式（またはインパルス応答）は較正プロセスによって決定してもよい。１つ以上の信号事象検出に対する検出器の時間領域応答を測定し、このデータから信号形式またはインパルス応答を導き出す。この信号形式の関数形式が、このデータを多項関数、指数関数またスプライン関数などの適宜な関数で補間する（または適宜な関数をデータに当てはめる）ことにより得られる。（逆フィルターなどの）フィルターをこのような検出器信号計形式から構成してもよい。検出器からの出力データをフィルターにより畳み込むことにより信号パラメータの初期推定を行う。特に重要な信号パラメータは、信号の数、各信号の時間的位置（または到着時間）を含む。
【００６２】
特に関心のある信号パラメータをさらに精緻化することができる。
【００６３】
（信号パラメータと検出器パルス応答の情報とから構成された）検出器データストリームのモデルと実際の検出器出力とを比較することによりパラメータ推定値の精度を決定または「実証」することができる。幾つかのパラメータを決定する検証プロセスの精度が不十分であった場合、これらのパラメータは放棄される。この方法を用いた分光分析では、十分に正確であるとみなされたエネルギーパラメータをヒストグラムとして表してもよい。
【００６４】
検出器出力データは、異なる形式の信号を含んでいてもよい。この場合、本方法は、それぞれの信号の信号形式が可能な場所を決定するステップを含む。
【００６５】
一実施形態では、本方法は、複数の信号形式の連続した信号形式に許容可能に従う信号をデータから斬進的に差し引き、複数の信号形式のいずれにも許容可能に従わない信号を拒絶するステップを含む。
【００６６】
第４実施形態では、本発明は画像形成装置であって、
放射性トレーサーを設けた対象物の近傍に位置決可能であり、トレーサーによって放出された放射線を検出し、放射線に反応した検出器データを出力するための放射線検出器と、
デジタル系列のデータを受信し、（ｉ）データに現存する信号の信号形式（または同等のインパルス応答）を取得または決定し、（ii）数学的変換に従って信号形式を変換することによって変換信号形式を形成し、（iii） 数学的変換に従って、デジタル系列を変換することによって、変換信号を含む変換系列を形成し、（iv）少なくとも変換系列と変換信号形式（および随意に、変換信号の少なくとも１つのパラメータ））を評価し、これにより、関数出力を供給し、（ｖ）（例えば複数の正弦曲線として関数出力をモデル化した）モデルに従って関数出力をモデル化し、（vi）モデルに基づいた関数出力の少なくとも１つのパラメータを決定し、（vii）関数出力の少なくとも１つの決定パラメータから信号のパラメータを決定するようにプログラミングされたプロセッサと
を備え、
対象物と検出器との許容可能な距離が増減され、空間解像度が改善され、トレーサー投与量または濃度が低減され、対象物の放射線被爆時間および／または走査時間が低減される装置を提供する。
【００６７】
本装置は、データを受信し、データをデジタル形式に変換し、デジタル形式のデータをプロセッサに伝達するためのアナログ・デジタル変換器を含んでいてもよい。これは、検出器がアナログデータを出力する場合に特に有効である。
【００６８】
プロセッサは、フィールド・プログラマブル・ゲート・アレイ（またはその任意のアレイ）を備えていてもよい。代替的には、プロセッサは、デジタル信号プロセッサ（またはそのアレイ）を備えていてもよい。さらに代替的には、プロセッサは、フィールド・プログラマブル・ゲート・アレイ（またはその任意のアレイ）およびデジタル信号プロセッサ（またはそのアレイ）を備えていてもよい。さらに別の実施形態では、プロセッサは、ＡＳＩＣ（Application  Specific  Integrated  Circuit）を備える。本装置は、アナログ・デジタル変換器を含むアナログ前端を含んでいてもよい。
【００６９】
本装置は、プロセッサとデータ通信し、プロセッサを制御し、プロセッサの出力を表示するための電子計算機を含んでいてもよい。
【００７０】
本発明の別の実施態様によれば、画像形成法は、
放射性トレーサーを設けた対象物の近傍に位置決めされた放射線検出器から検出器出力データを収集するステップと、
（ｉ）検出器出力データをデジタル系列として取得または表示し、（ii）データに現存する信号の信号形式（または同等にインパルス応答）を取得または決定し、（iii） 数学的変換に従って、信号形式を変換することにより変換信号形式を形成し、（iv）数学的変換に従ってデジタル系列を変換することによって変換信号を備える変換系列を形成し、（ｖ）少なくとも変換系列および変換信号形式（および任意に変換信号の少なくとも１つのパラメータ）の関数を評価し、これにより、関数出力を供給し、（vi）（例えば複数の正弦曲線として関数出力をモデル化した）モデルに従って関数出力をモデル化し、（vii） モデルに基づいた関数出力の少なくとも１つのパラメータを決定し、(viii)関数出力の少なくとも１つの決定パラメータから信号のパラメータを決定することにより、検出器出力データにおける個別信号を解像するステップと
を含み、
対象物と検出器との許容可能な距離が増減され、空間解像度が改善され、トレーサー投与量または濃度が低減され、対象物の放射線被爆時間および／または走査時間が低減される。
【００７１】
本発明のそれぞれの態様の様々な随意の特徴を本発明の他の任意の実施態様と共に適宜に用いてもよいことに注意されたい。
【図面の簡単な説明】
【００７２】
【図１】本発明の一実施形態によるＰＥＴ装置を示す概略図である。
【図２ａ】図１の装置における検出器モジュールを示す概略図である。
【図２ｂ】図２ａの検出器モジュールの検出器ユニットを示す概略図である。
【図２ｃ】図２ｂの検出器ユニットを部分的に分解して示す斜視図である。
【図２ｄ】図２ｂの検出器ユニットをより詳細に示す概略図である。
【図３】図３ａ、３ｂおよび３ｃはパルスパイルアップを示すグラフである。
【図４】図１の装置で実施した信号処理法で用いた放射線検出の数学的モデルを示す概略図である。
【図５】図１の装置で実施した信号処理法で用いた放射線検出の数学的モデルの詳細を示す概略図である。
【図６】図１のデータ取得モジュールの関数要素を示す概略図である。
【図７】図７ａ、７ｂおよび７ｃは、それぞれ、１０００μｓ、１００μｓおよび１０μｓの時間にわたって図２の検出器の出力部から直接に収集した未処理デジタルデータのプロットを示す図である。
【図８】本発明の実施形態による分光学的データを分析するために図１の装置で用いたパルスパイルアップ・リカバリーための信号処理方法を示す概略図である。
【図９】本発明の実施形態による分光学的データを分析するために図１の装置で用いたパルスパイルアップ・リカバリーための信号処理方法を示す概略的なフローチャートである。
【図１０】図１０ａ、１０ｂおよび１０ｃは、図９の信号処理法の異なる段階における結果を示すグラフである。
【図１１】図９の方法により処理した、異なった入力計数率における１３７Ｃｓ源のためのガンマ線スペクトルを示すグラフである。
【図１２】デジタル核パルス発生器によって生成したシミュレーションデータを用いて準備した図９の信号処理方法のコンピュータシミュレーション結果を示すグラフである。
【図１３】計数率の範囲にわたるガンマ線源において図１２のシミュレーションを示すグラフである。
【図１４】図１４ａ、図１４ｂ、図１４ｃおよび図１４ｄは、７６ｍｍ×７６ｍｍのＮａｌ（ＴＩ）ガンマ線検出器の出力に図９の信号処理方法を適用した結果を示すグラフである。
【図１５】図１５ａ、図１５ｂ、図１５ｃおよび図１５ｄは、ＨＰＧｅ検出器により収集したデータに図９の信号処理方法を適用した結果を示すグラフである。
【図１６】図１６ａ、図１６ｂ、図１６ｃおよび図１６ｄは、キセノンガス比例検出器の出力に図９の信号処理方法を適用した結果を示すグラフである。
【図１７】ＳＰＥＣＴで使用するための従来技術のガンマ線カメラを示す概略断面図である。
【図１８】図１７のガンマ線カメラを示す概略平面図である。
【図１９】図１９ａおよび１９ｂは、無駄時間を５μｓとして図１７のガンマ線カメラのために計算した入力計数率の関数として百分率スループットを示すプロット、および本発明の実施形態におけるパルスパイルアップ・リカバリーのための信号処理方法の計算により実施したプロットである。
【図２０】無駄時間を５μｓとして図１７のガンマ線カメラのために計算した入力計数率の関数としてスループット計数率を示すプロット、および本発明の実施形態におけるパルスパイルアップ・リカバリーのための信号処理方法の計算により実施したプロットである。
【図２１】本発明の実施形態による造影法（ＣＴ）Ｘ線装置を示す概略断面図である。
【図２２ａ】図２１のＣＴ Ｘ線装置で用いる検出器を示す概略図である。
【図２２ｂ】図２２ａの検出器における９、１６および２５画素のアレーサイズ検出器素子を示す概略図である。
【図２３】図２１のＣＴ Ｘ線装置で用いる検出器によって生成される電子信号のモデルを示すプロットである。
【図２４】ＣＴ Ｘ線装置 の検出器における単一検出器画素から、本発明の実施形態におけるパルスパイルアップ・リカバリーのための信号処理方法における計算による出力計数率の実施を示すプロットである。
【図２５】発明の実施形態におけるパルスパイルアップ・リカバリーのための信号処理方法における入力計数率の範囲にわたって計算したエネルギー解像度実施を示すプロットである。
【発明を実施するための形態】
【００７３】
図１は、本発明の実施形態によるＰＥＴ装置１０を画像形成すべき対象物１２と共に示す概略図である。装置１０は検出器リング１４を含み、検出器リング１４は、複数の検出器モジュール１６（例示的検出器モジュール１８ａ，１８ｂを含む）および検出器モジュール１６の出力を受信するためのデータケーブル（検出器モジュール１８ａ，１８ｂに対応する例示的なデータケーブル２０ａ，２０ｂを含む）を備える。装置１０は、データケーブルからデータを受信し、以下に説明するデータ分析を実施するように構成されたデータ捕捉・分析モジュール２２も含む。
【００７４】
データ捕捉・分析モジュール２２は、以下に説明するようなデータを収集し、分析するように構成されたコンピュータか、またはデータ収集機能を果たすデータ収集器およびデータ分析機能を果たすデータ分析器などの複数の構成要素を備えていてもよい。後者では、データ収集器およびデータ分析器はそれぞれコンピュータを備えていてもよい。いずれの場合にも、データ捕捉・分析モジュール２２はディスプレイを含む。本実施形態では、データ捕捉・分析モジュール２２はディスプレイ２４を有するコンピュータを備える。
【００７５】
データ捕捉・分析モジュール２２は、２つの部分：すなわち、（１）検出器ユニットのアナログ出力に対応したデジタル出力を生成するアナログ・デジタル変換器、および（２）本発明に従ってデジタル信号処理（ＤＳＰ）作業を実施する処理ユニットを備える信号処理ユニットを含む。
【００７６】
図２ａは、この図面で放射線感応面が下方に向いた検出器１６の概略図である。検出器モジュール１６は、８つの検出器ユニット２６のグループを備え、その一例が図２ｂに概略的に示されている。検出器ユニット２６は、光電子増倍管（ＰＭＴ）に結合された結晶ブロック３０を備え、ＰＭＴアセンブリ３２は４つのアノード３４を備え、これらのアノード３４で出力信号を収集することができる。
【００７７】
図２ｃは、検出器ユニット２６を部分的に分解して示す概略図である。この図には、結晶ブロック３０およびＰＭＴ３２が示されている。結晶ブロック３０は、３８×３８ｍｍの前面３６を有し、結晶ブロック３０は、個別のＢＧＯ結晶３８の６×６の格子を備える。
【００７８】
図２ｄは、結晶ブロック３０およびＰＭＴアセンブリ３２を含む検出器ユニット２６を分解してより詳細に示す概略図である。ＰＭＴアセンブリ３２は２つのＰＭＴ４０を含む。前面３６は、薄いプラスチックの封止保護シート４４によって付加的に遮蔽されている。
【００７９】
上述のように、ＰＥＴ装置１０は、同時検出器として作動する。図１を参照して、例えば検出器モジュール１８ａによってガンマ線４６ａが検出された場合、画像形成すべき対象物の部位に対して反対側に位置する別の検出器モジュール、この実施例では検出器モジュール１８ｂによって別のガンマ線４６ｂが同時に（規定されたΔｔ以内に）検出されると、装置１０はガンマ線４６ａの検出を重要な事象としてのみ記録する。さらに、両方のガンマ線は電子／ポジトロン消滅事象から生じなければならず、したがって、それぞれのガンマ線は、５１１ｋｅＶ＋ΔＥのエネルギーを有し、ΔＥは典型的には１０％、または５０ｋｅＶまでである。ΔｔおよびΔＥが最小化された場合には解像度は最適化され、バックグラウンドが最小限となり、しかしながら、これにより、計数率は低下する。したがって、検出器モジュール１６の出力からできるだけ多くの使用可能データを抽出し、ひいてはパイルアップを最小化することが重要である。データ捕捉およびパルスパイルアップ効果を低減するための装置１０の分析モジュール２２に用いる技術を以下に説明する。しかしながら、パルスパイルアップによる破損データの実質的な低減が達成可能である。解像度の著しい損失はたはバックグラウンドの増大なしに、ΔｔおよびΔＥのいずれか一方または双方が低減される（前者の場合、本発明により時間の刻印の改善が得られる）。さらに、パルスパイルアップによる破損データの低減により、同じ使用可能のデータがより少ないデータから抽出可能となるので、走査時間および放射性トレーサー投与量を低減することができる。
【００８０】
さらに、本発明により、（装置１０は使用可能データの実質的な損失なしにより高い計数率に対応することができるので）検出器リング１４の直径を小さくするか、または（装置１０はパルスパイルアップによりより少数の事象を拒絶し、検出器との距離に対してより大きい線源により十分な事象を収集するので）大きくすることができる。
【００８１】
ＳＰＥＣＴなどの本発明の技術を非同期的に適用した場合に比較可能な利点も期待される。
【００８２】
ガンマ線が検出器リング１４の内部で放出され、検出器モジュール１６の１つに入射した場合、ガンマ線は検出器ユニット２６に入り込み、ガンマ線のエネルギーは、カンマ線から結晶３８の内部の電子に移動する。紫外線光子の放出時に、電子はこのエネルギーを消失し、結晶内の電子は励起状態になる。上記紫外線光子は光学窓を通過し、ＰＭＴ４０の光電陰極に到達し、そこで光電子に変換され、次いでＰＭＴ４０のアノード３４に到達する前に電子増幅器によって増幅される。搭載した予備増幅器によってさらなる増幅段階が設けられる。このようにして、検出器モジュール１６の検出器出力ターミナルで、電気信号が得られる。この電気信号の振幅は入射ガンマ線のエネルギーに比例している。検出器は、ＰＭＴアセンブリ３２の側部周辺に配置され、ＢＧＯ結晶３８の一部を取り囲むのに十分に遠くまでＰＭＴアセンブリ３２の前方に延在するｍｕ金属電磁シールドを含む。
【００８３】
この種のシンチレーション検出器は効率が高い、すなわち、入射ガンマ線の高い検出率を有する。しかしながら、この種の検出器は、比較的長い検出器応答時間を示す。検出器応答時間は、検出器が入射ガンマ線を検出し、次の入射ガンマ線を正確に検出できる状態に戻るまでに必要な時間である。長い検出器応答時間を有する放射線検出器は、このようにパルスパイルアップを生じやすい。すなわち、理想的にはそれぞれ単一のガンマ線の入射に対応する完全に別個のパルスからなる出力は、代わりに、個別パルスが重なって、これらのパルスを特定することが困難となる波形を示す。
【００８４】
図３ａ、図３ｂおよび図３ｃは、パルスパイルアップ効果を示しており、信号またはパルスがエネルギーＥおよび時間ｔ（いずれも任意の単位）の座標でプロットされている。図３ａはいわゆる「末端パイルアップ」を示し、用いたパルス条件の種類に応じて、パルス５１の末端は、図示の実施例では後続パルス５２の振幅に著しい正または負へのバイアスをもたらす。２つのパルス間の時間ずれΔｔはパルスが伝搬する時間間隔と比べて比較的大きいが、信号エンベロープまたは得られる波形５４は第２のパルス５２の到着時にゼロを著しく超えている。
【００８５】
２つのパルス間に真にゼロの信号状態がないことにより、第２パルスの振幅が第１パルスの末尾によって誤って膨らむのでパルス特性が損なわれる。図３ｂはパルスパイルアップの別の形態、「ピークパイルアップ」を示している。この場合、２つのパルス５６および５８が、短い時間間隔で到着する。すなわち、パルス間における時間ずれΔｔは、パルスが伝搬する全般的時間間隔に比べて小さい。生じる出力波形６０は、多かれ少なかれ、いずれの成分のパルスよりも幾分大きい振幅を有する単一パルスとして現れる。検出器を通るガンマ線のフラックスが極端な状況では、検出器の応答時間内に多数の事象が到着し、多数のパイルアップ事象をもたらすことはめずらしいことではない。このような場合が図３ｃに示されている。（符号６２で示すような）複数の信号またはパルスは、ランダムな時間間隔Δｔで到着し、総和として波形６４を生成するが、この波形から成分信号のパラメータを抽出することは困難である。
【００８６】
本実施形態によるパルスパイルアップに対処する方法における１つの要素は、信号またはパルスにおける所定のパラメータの推定であり、これらのパラメータは、検出器データストリームにおける全てのガンマ線の回数、到着時間およびエネルギーである。本実施形態では、これらのパラメータは、データストリーム内の信号をモデル化することにより数学的に推定される。本実施例で使用されるモデルは、以下に説明するように、データおよび装置における仮定を含む。
【００８７】
図４は、放射線検出プロセスのモデル化を示す概略図である。放射線ｇ（ｔ）は、測定プロセスｍ（ｔ）により示される検出器７２に入射し、検出器ｙ（ｔ）からの出力データが生じる。サンプリングプロセス７６を追加することにより、デジタル検出器データまたは「時系列」ｘ[ｎ]７８が生じる。
【００８８】
上記モデルに放射線検出の物理的プロセスに関する情報を加えることも可能である。図５は、図４に示した検出プロセスのより詳細な数学的モデルを示す。検出器に対する入力ｄ（ｔ）は、方程式１で表される。方程式１では、入力ｄ（ｔ）は、ランダムな振幅（α）および到着時間（τ）におけるデルタ関数のようなパルスと仮定される未知数（Ｎ）である。このようなインプットの具体例は符号８０で示されている。
【００８９】
【数１】
2011519415.tif 000003
【００９０】
放射線検出器は、検出器インインパルス応答ｄ（ｔ）(または同等にデータ内の信号の信号形式)と呼ばれる、入射放射線に対する符号８２で示す特定の応答を有するものとする。検出器インパルス応答（すなわち、信号形式）のデジタル版がｄ[ｎ]で示されている。
【００９１】
検出器からの出力は符号８６で示され、方程式２で表される。方程式２では検出器出力ｙ（ｔ）は、未知のエネルギー（α）および未知の到着時間（τ）を有するあらかじめ規定された信号形式ｄ（ｔ）の未知の数の総和である。ランダムノイズω（ｔ）の発生源も考慮される。デジタル検出器データｘ[ｎ]８８は、アナログ・デジタル変換器７６により生成される。
【００９２】
【数２】
2011519415.tif 000004
【００９３】
したがって、アナログ・デジタル変換器７６の出力時における符号８８で示すデジタル信号ｘ[ｎ]（時系列データを構成する）は、
【数３】
2011519415.tif 000005
により得られ、ｄ[ｎ]は、信号形式ｄ（ｔ）の個別の時間形式であり、Δｉは、ｉ回目の信号に対するサンプルにおける遅延であり、ω[ｎ]は、ノイズの個別の時間形態である。
デジタル信号ｘ[ｎ]はマトリックス形態で
ｘ＝Ａα＋ω                                      （４）
と記述してもよい。この場合ＡはＭ×Ｎマトリックスであり、その入力は
【数４】
2011519415.tif 000006
により表される。Ｔはサンプルにおけるｄ[ｎ]の長さであり、Ｍはデジタル信号ｘ[ｎ]におけるサンプルの総数であり、αはＮ個の信号エネルギーのベクトルであり、ωは長さＭのノイズベクトルである。マトリックスＡは次のように表してもよい。
【数５】
2011519415.tif 000007
【００９４】
このように、マトリックスＡのカラムは信号形式の複数バージョンを含む。個別のカラムそれぞれにおいて、信号形式の開始点は信号の時間的一によって規定される。例えば、データにおける信号が位置２，４０，７８および１２５に到着した場合、マトリックスＡのカラムは第１列では「０」を有し、信号形式の第１データポイントを第２列に有し、信号形式の第２データポイントを第３列３に有するという具合に続く。第２カラムは信号形式が続く列３９まで「０」を有する。第３カラムは列７７まで「０」を有する。第４カラムは、列１２４まで「０」を有し、次いで信号形式を有する。したがって、マトリックスＡの大きさは特定された信号（これがカラム数となる）の数により決定され、列の数は、時系列におけるサンプル数に依存している。
【００９５】
このように、本実施形態の信号処理方法では、検出器出力における成分信号（Ｎ）の数のみならず、それぞれの成分信号のエネルギー（α）および到着時間（τ）を含む検出器データにおける幾つかの未知のパラメータの正確に推定しようとしている。
【００９６】
信号処理方法
図６は、図１に示した検出器モジュール１６を備えるデータ捕捉・分析モジュール２２の機能素子を示す概略図であり、図１の装置で用いたパルスパイルアップ・リカバリーにおける信号処理方法をより詳細に説明するためのものである。図６を参照して、検出器モジュール１６はアナログ前端部（ＡＦＥ９４）を介してパルス処理盤９２に接続される。ＡＦＥ９４の目的は、アナログ・デジタル変換によって検出器モジュールにより生成された信号を、本実施形態では１２５ＭＨｚで、１２ビットの変換精度でデジタル化することである。
【００９７】
図７ａ、図７ｂおよび図７ｃは、このようなデジタル変換によって生じる１０００マイクロ秒、１００マイクロ秒および１０マイクロ秒の時間にわたる波形をそれぞれ示している。これらのグラフにおける様々なピークは、それぞれのガンマ線の検出に対応している。幾つかのピークは、個別の信号またはパルス１１０，１１２として現れ、単一のガンマ線のみが存在することを示唆している。他のピークは、２つのピーク１１６または３つ以上のピーク１１４のパイルアップにより生じている。
【００９８】
検出器モジュール１６の出力がＡＦＥ９４によってデジタル化された後、パルスパイルアップ・リカバリーための信号処理方法が実施される。再び図６を参照して、ＡＦＥ９４によって生成されたデジタル信号は、パルス処理を行うフィールド・プログラマブル・ゲート・アレイ（ＦＰＧＡ）９６に送信される。パルス処理を行うＦＰＧＡ９６は、次いで、本実施形態のパルス処理方法を実施する。パルス処理方法を実施に際し、パルス処理ＦＰＧＡ９６を支援するためにデジタル信号処理用コプロセッサ９８を随意に用いてもよい。パルス処理するＦＰＧＡ９６によって必要とされる変数およびパルス処理方法の一時的段階で生成されるデータは、メモリ１００に随意に保存される。信号処理は、データ／制御インタフェース１０２により制御される。制御インタフェース１０２は、制御プロセッサ１０４と接続して、信号処理の実施を変更するために用いることもできる。信号処理方法により得た出力信号は、データ／制御インタフェース１０２を介してディスプレイ１０６に表示される。ディスプレイ１０６はコンピュータに設けられており、所望であれば、処理後制御およびシステム制御を行うために用いてもよい。
【００９９】
図８は、本実施例における検出器時系列で放射線信号のパルスパイルアップ・リカバリーのための信号処理方法を示す概略図である。（ＡＦＥ９４）からのデジタル化された検出器信号は、信号処理方法において入力１２０に入力される。オフライン・システム特性評価１２２は、特別なデジタル検出器信号に特有の検出器パルス反応を決定するために未知鋳られる。システム特性評価段階１２２で生成された特性評価データは、パルス位置特定段階１２４で用いられる。パルス位置特定位相１２４は、デジタル検出器信号内の放射線パルスの回数および時間的位置（または到着時間）をリアルタイムで推定する。パルス識別段階１２４では、デジタル検出器信号、検出器インパルス応答、およりパルス位置特定段階１２４からの出力が、信号またはパルスのエネルギーを決定するために用いられる。検証１２８は、パルス識別段階１２８の出力とデジタル検出器信号１２０との比較を含む。この比較が、いずれかのパルスパラメータが不正確に推定されたことを示した場合、これらのパラメータは拒絶され、有効なデータだけが出力１３０において出力される。検証段階１２８で生成されたエラー信号もシステム特性評価１２２で使用される。例えば成分の劣化、温度変化または放射性フラックスの増加により検出器インパルス応答が経時的に変化する場合、システム特性評価１２２は、エラー信号を適応的に用いることによって検出器インパルス応答をオンラインで更新する。検出器インパルス応答のこのような更新は、S. Haykinによる”Adaptive  Filter  Theory,  4th  Ed,  Prentice  Hall,
2002”に記載のように、例えば最小二乗平均適応、正規化最小二乗平均適応、または再帰的最小二乗平均適応などの任意の適宜な適応方法により実施してもよい。
【０１００】
図９は、本実施形態の信号処理方法のフローチャートである。ステップ１４０で較正が行われる。この較正は、データ正則化または調整１４２、データ選択およびフィッティング１４４および最適なフィルター構成１４６を含む。データ正則化１４２では、低い入射放射線フラックスで記録された較正データ信号がデータファイルから読み込まれ、これらの較正データの統合性がチェックされ、データのベースラインにおけるいかなるバイアスも取り除かれる。データ選択およびフィッティング１４４は、単一放射線事象の検出に対応したデータのみを選択し、検出器インパルス反応のモデルに基づいたデータを較正することを含む。次いでこのモデルの関数形式が、多項関数、指数関数またスプライン関数などの適宜な関数をデータにあてはめることによって得られる。これにより、検出器の予想されたインパルス反応ｄ[ｎ]が得られる。最適なフィルター構成１４６では、この検出器インパルス反応を用いて検出器のための逆フィルターまたは整合フィルターなどの適宜なフィルターを構成する。
【０１０１】
ステップ１５０でデータが取得されるが、しかしながら、著しいパルスパイルアップによる影響を受ける場合がある。データは、ファイルから、または検出器素子１６から直接に入力した入力１５２であってもよい。
【０１０２】
ステップ１６０で、時系列で信号の振幅およびタイミングパラメータを決定するために信号処理作業が適用される。まず、ステップ１６２でデータのベースラインにおける全てのバイアスを取り除くためにデータが調整される。次にステップ１６４で、ステップ１４６で引き出したフィルターにより検出器データが畳み込まれ、到着時間パラメータ（τ）およびパルス（Ｎ）の回数の初期推定値が供給される。タイミングパラメータおよびパルス回数の推定は、次いで適宜なピーク検出プロセスを用いてステップ１６６で精緻化され、エネルギーパラメータ（ａ）がτ、Ｎおよび検出器インパルス応答ｄ[ｎ]から（線形プログラミング、マトリックス反転または畳み込み技術などにより）決定される。最後に、ステップ１５８で、回数（Ｎ）エネルギー（α）タイミング（Δｉ）および検出器インパルス応答（ｄ[ｎ]）から、検出器データストリーム（ｘ′[ｎ]）の推定が行われる。
【０１０３】
パラメータベクトル（α）は、線形のプログラミング、または方程式４に規定された一次方程式を、このような方程式を解くための適宜な方法、例えばG.H.  GoJub  and  CF.  Van  Loanによる”Matrix  Computations,  2nd  Ed,  Johns  Hopkins  University  Press,  1989”に記載のような方法を利用して解くことにより決定してもよい。
【０１０４】
ステップ１７０で、本実施例ではエラーチェックと呼んでもよい上記検証段階が実施され、検証は、エラー信号ｅ[ｎ]の決定を含み、エラー信号ｉは、それぞれの信号に対応した一連のサンプルについて連続的に計算され、１＜ｉ＜Ｎである（Ｎは、データストリームにおける信号総数である）。このエラー信号は、ステップ１７２で時系列データｘ[ｎ]とモデルベースのデータストリーム（ステップ１６８のｘ′[ｎ]）との間の差の二乗を決定することにより計算される。このように、ｅ[ｎ]は、方程式６に表されているようにｘ[ｎ]とｘ′[ｎ]との間の差の二乗である。
【０１０５】
ｅ[ｎ]＝（ｘ[ｎ]−ｘ′[ｎ]）２                        （６）
【０１０６】
ｅ[ｎ]があらかじめ規定された閾値を超過した場合、この状態は、信号パラメータがその信号に許容可能に従う（すなわち、十分に正確な）それぞれの信号のモデルを生成しないことを示すので、ステップ１７４でこれらのパラメータは拒絶される。関連信号は、破損したデータを構成するとみなされ、さらなる分光分析から除外される。閾値は、データに応じて、所望のデータモデル化精度に応じて変更してもよい。それ故、一般に任意の特定の用途では、閾値の検証および定義方法は、その用途の必要を反映して選択される。
【０１０７】
このような閾値の一例は、０．０５などの適宜な係数により乗算された信号エネルギーαｉである。この例では検証は、モデルはデータを構成する信号ｉを許容可能に適合させるとみなす。
ｅ[ｎ]＜０．０５αｉ                                    （７）
【０１０８】
検証はエラー信号および閾値を他の任意の適宜な方法で規定することにより行ってもよい。例えば、エラー信号は、エラーの絶対値に設定してもよい。閾値は、信号振幅の０．０５以外の倍数として規定してもよい。他の閾値は、ノイズ標準ずれの数を含む。
【０１０９】
例えば方程式７におけるαｉの係数の増大による）閾値の減少により、より低いスループットにおけるエネルギー解像度の改善が得られ、閾値の増大により、低減したエネルギー解像度でスループットの改善が可能となる。
【０１１０】
ステップ１８０、十分なデータがあるかどうかについての決定がなされる。データが十分でない場合にはステップ１５０で処理が続く。そうでなければ、方法はステップ１９０に進む。ステップ１９０では、ステップ１９０では、ガンマ線エネルギースペクトルが形成される。ステップ１６６で決定され、ステップ１７４で十分に正確であると見なされたガンマ線エネルギーパラメータは、ステップ１９２でヒストグラムの形式で表される。これは、分光分析を行ってもよいガンマ線エネルギースペクトルである。
【０１１１】
信号処理方法の結果
図１０ａ、図１０ｂおよび図１０ｃは、シンチレーションガンマ線検出器により収集したデジタルデータにおいて、図８および図９を参照して上述したデジタル信号処理方法の様々な処理段階における結果を示すグラフである。検出器データストリームは、１２５ＭＨｚで１２ビットの精度でアナログ・デジタル変換器によりデジタル化されている。使用したガンマ線源は、６６１．７ｋｅＶの一次ガンマ線を放出する１３７Ｃｓ源である。
【０１１２】
シンチレーション検出器は検出器／放射線相互作用によって生成される光を用いて入射した放射線を検出および測定する。シンチレーション検出器は、有機シンチレータまたは無機シンチレータを備えていてよい。有機シンチレータは、有機結晶質シンチレータおよび液状有機溶液を含む（シンチレーション材料は液状シンチレータを形成するために溶解され、液状シンチレータは、次いで可塑性シンチレータを形成するために可塑化される）。無機シンチレータは、Ｎａｌ（ＴＩ）、ＢＧＯ Ｃｓｌ（ＴＩ）など、その他の多くの結晶質シンチレータおよびフォトスイッチ式検出器を含む（２つ以上の異種シンチレータが共通のＰＭＴに随意に結合され、シンチレータの異なる減衰時間を生かし、どこで放射線／検出相互作用が生じたかを決定する）。
【０１１３】
本実施例では、検出器は７６ｍｍ×７６ｍｍＮａｌ（ＴＩ）ガンマ線シンチレーション検出器を備える。図１０ａは、エネルギーＥ（ｋｅＶ）対時間ｔ（μｓ）としてプロットした信号処理方法によるプロセスに先行して、成分信号の時間的位置およびエネルギーの観点からプロットした信号処理方法の結果（例えば２１０）と共に、検出器データ２００の一部を示すグラフである。例えば、約７５．８μｓで元のデジタル検出器データ２００における単一ピーク２２０と思われるものは、それぞれ７５．３および７５．７μｓにおける２つの異なる信号２２２，２２４に分解される。
【０１１４】
決定された時間的位置、エネルギーおよび信号形態から、検出器データのモデルを生成することが可能である。図１０ｂは、図１０ａに示したデジタル検出器データストリーム２００の一部から得たデータモデル２３０をエネルギーＥ（ｋｅＶ）対時間ｔ（μｓ）で示すグラフである。検出器データ２００とデータモデル２３０との間における差の二乗のプロットを含む、反転したエラープロット２４０も示されており、モデル２３０におけるエラーを示している。エラー信号は、モデル２３０が検出器の出力を正確に追跡した場所では小さいが、エラーは、検出器データのモデル２３０と検出器データ２００自体との間の不一致が生じた場所では大きくなる。このエラー信号２４０に基づいて、信号処理方法によって推定した信号パラメータを承諾すべきか、または拒絶すべきかについての決定を行うことができる。
【０１１５】
図１０ｃは、信号処理方法によって形成された対数線形プロットとして示したガンマ線エネルギースペクトル２５０である。承諾されたエネルギーパラメータは、ヒストグラムとしてプロットされ、水平方向の軸は各ビンにおけるそれぞれの信号のエネルギーＥ（ｋｅＶ）を表し、垂直軸は、収集期（本実施例では１秒）に検出されるように決定されたエネルギーの計数Ｎを表す。
【０１１６】
図１１は、ヨウ化ナトリウムＮａｌ（ＴＩ）を用いて収集した例としてガンマ線エネルギースペクトルを示すグラフである。図１１に示すガンマ線エネルギースペクトルは、計数率の範囲でパルスパイルアップ・リカバリーのための信号処理方法の実施を示している。検出器ベース（モデル番号２００７）に接続された７６ｍｍ×７６ｍｍのキャンベラ社のＮａｌ（ＴＩ）ガンマ線検出器（モデル番号８０２）を用いて実験データが収集された。予備増幅器は使用しなかった。信号処理ハードウェアが６５ＭＨｚ、１４ビットのアナログ・デジタル変換器により検出器ベースのダイノードに接続された。
【０１１７】
Ｎａｌ（ＴＩ）結晶は、コリメートされたガンマ線ビームにより照射され、このガンマ線ビームは、検出器の中央部が、本質的に平行なガンマ線ビームにより照射させることを確保した。ビームの直径は５０ｍｍである。
【０１１８】
較正された３つのアルミニウム透過フィルターと組み合わせた２つの１３７Ｃｓガンマ線源、０．３７ＧＢｑおよび３．７ＧＢｑが、検出面でガンマ線フラックスを得るために用いられた。検出器と線源との距離は、データ収集時に一定に保持された。
【０１１９】
図１１を参照して、スペクトル２６０，２６２，２６４，２６６，２６８および２７０がそれぞれ５２９ｋＨｚ、２３０ｋＨｚ、１６７ｋＨｚ、１２４ｋＨｚ、６７ｋＨｚおよび９ｋＨｚの計数率で収集された。予想どおり、装置により収集され、本実施形態の方法により処理したデータのエネルギー解像度は、計数率の増大に伴い減衰した。ピークエネルギー（すなわち６６１．７ｋｅＶ）の百分率として表した場合、ピークの最大値の半分における全幅は、それぞれ９．６％、７．３％、７．１％、６．９％、６．７％および６．７％であることがわかった。９ｋＨｚ〜２３０ｋＨｚまでの計数率では、６６１．７ｋｅＶにおける１３７Ｃｓガンマ線エネルギーピークのエネルギー解像度は７．５％未満に留まった。すなわち、Ｎａｌ（ＴＩ）検出器からの計数率が２５倍以上増大したにも関わらず、６６１．７ｋｅＶにおけるエネルギー解像度は０．５％未満しか減衰されない。
【０１２０】
本実施形態の信号処理方法の実施は、図１２および図１３にも示されている。これら２つの図面は、コンピュータシミュレーションの結果から得られたものであり、それ故、入力計数率は正確に制御され、極めて広範囲の入力計数率を考慮することが可能となる。図２は、信号処理方法における０．１〜２．５ＭＨｚの入力計数率に対するスループットのログ-ログ・プロット（すなわち、入力計数率の部分が正確に検出される）を示す。理想的な限界（すなわち、スループットが入力と等しくなるところ）が破線で示されている。この図面は、極めて広範囲の入力計数率にわたって、信号処理方法のスループットが９０％以上のままであることを示している。
【０１２１】
図１３は、図１２と比較可能な線形ログ・プロットであるが、百分率スループットは、０．００５〜１０ＭＨｚの入力計数率に対してプロットされている。さらに、図１３は、本実施形態の信号処理方法におけるエネルギー解像度およびピーク位置実施のプロットを含む。１３７Ｃｓピークのエネルギー解像度は、０〜２．５ＭＨｚにわたって１０％未満だけ減衰し、ピーク位置は極めてわずかにしか変化しない。
【０１２２】
図１４ａ、図１４ｂ、図１４ｃおよび図１４ｄは、本実施形態のパルスパイルアップ・リカバリーの信号処理方法を７６ｍｍ×７６ｍｍＮａｌ（ＴＩ）ガンマ線検出器の出力に用いた結果を示している。約１４μｓのデータが、これらのグラフにプロットされたデータを生成するために用いられた。これらのグラフは、時間ｔ（μｓ）に対して任意の単位におけるエネルギーＥのプロットである。
【０１２３】
図１４ａは、ＡＦＥ９４の出力のプロットである。６５ＭＨｚおよび１４ビットの解像度のアナログ・デジタル変換率を用いて、検出器の経時変動電圧出力をデジタルデータに変換した。図１４ｂは、方法を使用した結果のプロットである。（垂直な線で描写した）信号の時間的位置および（×印で描写した）成分信号のエネルギーが解像された。時間的位置および成分信号のエネルギーは上述のように信号形式と連携して用いられ、ガンマ線検出器出力のモデルを決定する。得られたモデルが図１４ｃにプロットされている。
【０１２４】
ガンマ線検出器のデジタル出力は、ガンマ線検出器のモデルと比較され、ガンマ線検出器出力の特性評価時になされたエラーの推定値を引き出した。このエラー信号が図１４ｄにプロットされている。次いでエラー信号に基づいて、信号パラメータ推定値における除外のための閾値を決定することが可能であり、例えば信号エネルギーの推定を承諾するか、または拒絶するかの決定は、信号ピークの位置近傍の大きさまたはエラーによって行うことができる。
【０１２５】
図１５ａ、図１５ｂ、図１５ｃおよび図１５ｄは、半導体（または固体状）検出器により収集したデータに本実施例のパルスパイルアップ・リカバリーのための信号処理方法を用いた結果を示す。このような検出器は、半導体の結晶格子における入射放射線と電子との相互作用を利用して、電子正孔対を形成する。このような検出器の例は、高純度ゲルマニウム（ＪＰＧｅ）検出器、シリコンダイオード検出器、半導体ドリフト検出器（シリコンドリフト検出器など）、テルル化カドミウム検出器（ＣｄＴｅ）およびＣＺＴ検出器を含む。
【０１２６】
したがって、検出器モジュール１６に代替してキャンベラ社の高純度ゲルマニウム（ＨＰＧｅ）検出器の形態の検出器ユニットおよび対象物１２ではなく５７Ｃｏガンマ線源（その２つの主要ガンマ線は１２２．１および１３６。５ｋｅＶのエネルギーを有する）と共に図１の装置が用いられた。この場合、ＨＰＧｅ検出器の出力は、プリアンプを介してオルテック社のパルス形成増幅器に供給される。約９２μｓのデータが収集され、このデータから図１５ｃ、図１５ｂ、図１５ｃおよび図１５ｄに任意の単位のエネルギーＥ対時間ｔ（μｓ）としてプロットされたデータが作成された。図１５ａは、ＡＦＥ９４の出力のプロットである。検出器の電圧出力を変更する時間がデ６５ＭＨｚおよび１４ビットのアナログ・デジタル変換器でジタルデータに変換された。図１５ｂは、方法の適用結果を示すグラフである。（垂直な線で示した）信号の一時的位置および（×印で示した）成分信号のエネルギーが解像された。成分信号の一時的位置、エネルギーおよび信号形式は、図１５ｃにプロットされた処理済ＨＰＧｅ検出器出力のモデルを決定するために用いられる。
【０１２７】
図１５は、デジタル処理したＨＰＧｅ検出器の出力と出力モデルとの比較から引き出されたエラー信号のプロットである。このエラー信号は、信号パラメータ推定を除外するための閾値を決定するためにも用いることができる。
【０１２８】
図１６ａ，１６ｂ，１６ｃおよび１６ｄは、本実施形態パルスパイルアップ・リカバリーのための信号処理方法を、Ｘ線を検出するために使用されるガス比例検出器の出力に適用した結果を示している。ガス比例検出器は、固体検出器と動作が類似した種類の検出器である。電界が、チャンバにおける軸線方向ワイヤとチャンバの壁との間に生成される。ガスを通過する放射線はガスをイオン化し、このガスは電子を生成し、電子は電荷によりワイヤに集まり、検出器データとして出力される。
【０１２９】
このように、図１の装置１９の簡易形態が用いられ、検出器モジュール１６に代替されたキセノンガス比例検出器の形態の検出器、および対象物１２ではなくＸ線回折装置のＸ線発生器を備える。図１６ａ、図１６ｂ、図１６ｃおよび図１６ｄにプロットしたデータを生成するためには約３００μｓのデータを用いた。これらの図面は、時間ｔ（μｓ）に対して任意の単位のエネルギーＥをプロットしている。これまでの実施例と比較して、キセノンガス比較検出器の比較的長い減衰時間（５０μｓ以上のオーダ）により、著しく長いデータ収集時間が使用される。このため、ＡＦＥ９４のサンプリング速度が低減された。
【０１３０】
図１６ａは、ＡＦＥ９４の出力のプロットを示す。この実施例では、１５ＭＨｚおよび１４ビットの解像度を有するアナログ・デジタル変換率を使用して、検出器の経時変動電圧出力をデジタルデータに変換する。図１６ｂは、本方法を適用した結果のプロットを示す。（垂直線として示した）Ｘ線信号の時間的位置および（×印で示した）成分信号のエネルギーが解像される。時間的位置および成分信号のエネルギーは上記のように信号形式と連携して用いられ、キセノンガス比例検出器出力のモデルを決定するために使用された。得られたモデルは図１６ｃにプロットされている。
【０１３１】
キセノンガス比例検出器のデジタル出力とキセノンガス比例検出器のモデルとを比較し、キセノンガス比例検出器を特性評価時に生じたエラーの推定を行う。このエラー信号は、信号パラメータ推定値を除外するための閾値を決定するために使用することができ、例えば信号エネルギーの推定値を承諾するか、または拒絶するかは、信号ピークの位置の近傍における大きさまたはエラーによって決定してもよい。
【０１３２】
複数信号形式
大型個体検出器などの幾つかの検出器タイプでは、所定の信号形式は、複数の可能信号形式のうちの１つであってもよい。これは、検出器タイプに固有のものであってもよいし、温度または他の測定に特定の因子によるものであってもよい。
【０１３３】
例えば、Ｃｓｌ（ＴＩ）検出器は、中性子またはガンマ線が検出されたか否かに応じて、２つの異なる信号形式を示すシンチレーション検出器である。固体放射線検出器は、１つのみの放射線形態を検出した場合にも経時変動信号形式を示すことができる。例えば、大型の高純度ゲルマニウム（ＨＰＧｅ）検出器は、放射線と検出器との間における相互作用の特定位置に関係した形式の出力信号を生成することができる。放射線とＨＰＧｅ検出器のゲルマニウム結晶との相互作用により、多数の電子正孔対が生成される。電子および正孔の双方により放射線により誘起された電荷が運ばれる。しかしながら、電子および正孔は異なる速度でＨＰＧｅ検出器を通過し、電子により生成される電荷パルスは一般に正孔によって生成される電荷パルスとは異なる形式を有している。このように、検出器により生成されるパルス（電子および正孔の双方により運ばれる電荷の総和である）は、相互作用の位置に関係した形式を有している。
【０１３４】
このように、複数の信号形式はこれらの変化した物理的機構の結果である。それぞれの信号形式は、ｄ１[ｎ]、ｄ２[ｎ]・・・ｄＱ[ｎ]で示され、Ｑは、特定の検出器タイプにより生成される異なる信号形式の総数である。それぞれの可能な信号形式は、同じようにして特性評価され、単一信号形式を有するデータの信号形式が特定評価される。しかしながら、複数の信号形式により、較正プロセスは適宜な長時間に延長され、全ての可能な信号形式が特定され、特性評価される。信号パラメータの推定は、時間的位置および信号エネルギーを含み、データストリームにおけるそれぞれの信号形式が特定されるとすぐに行うことができる。これらの信号パラメータを正確に推定するために、上記方法の多数の可能な拡大形態を（単一信号形態を有するデータのために）用いてもよい。
【０１３５】
１．信号の時間的位置および信号エネルギーを含む信号パラメータは、第１信号、すなわち、ｄ１[ｎ]などの同じ形式を有するデータストリーム内の全ての信号を処理することによって、データストリームにおけるそれぞれの信号について測定してもよい。信号形式ｄ１[ｎ]に許容可能に従わない信号のパラメータは、検証段階で拒絶され、パラメータがうまく評価され、したがってｄ１[ｎ]の信号に許容可能に従うパラメータは、データストリームから差し引かれる。このプロセスは、ｄ２[ｎ]についてｄＱ[ｎ]まで連続して繰り返され、それぞれの段階で、その段階で使用された信号形式の信号について信号パラメータが推定される。それぞれの段階で、信号形式ｄＰ[ｎ]を用いて反復回数Ｐだけ繰り返し較正されたマトリックスＡによってマトリックス方程式４が解かれる。プロセスの結論で、複数の信号形式のいずれかについて検証段階を経なかった信号は、複数の信号形式のいずれかに許容可能に従っていないものとして拒絶される。
【０１３６】
２．第１の手法の変化態様では、信号パラメータがそれぞれの信号形式のために推定されるが、信号推定値はそれぞれの段階では差し引かれない。その代わりに、推定した信号は、最終的な信号検証段階で、データストリームの最善の全般的な推定をもたらす信号形式および信号パラメータを決定するために用いられる。これにより、実際には信号パラメータを推定するために用いられなかった信号形式である場合に、信号がある形式のものとして不正確に推定される可能性が生じる。
【０１３７】
３．第１の手法の別の変化態様では、それぞれの信号形式ｄＰ[ｎ]を便宜的にｄ１[ｎ]およびｄ２[ｎ]とした２つの信号形式の線形の組み合わせとしてモデル化することが可能となる。それ故、ｐｔｈ信号形式ｄｐ[ｎ]は、
ｄｐ[ｎ]＝（ａ．ｄ１[ｎ]＋ｂ．ｄ２[ｎ]）                      （８）
としてモデル化され、ａおよびｂは、必要であればこの方程式から直接に決定することのできる未知の定数である。この場合にマトリックス方程式を解くためには、マトリックス方程式は次のように拡大される。
【数６】
2011519415.tif 000008
下位マトリックスＡ１およびＡ２は、それぞれ方程式５を用いて信号形式ｄ１[ｎ]およびｄ２[ｎ]から形成される。未知の信号エネルギーαのベクトルは、ベクトルγおよびβからなるものとして精緻化され、信号ｉの実際の信号形式のエネルギーは、αｉ＝γｉ＋βｉとして推定することができる。新しい一次方程式は、前出のマトリックス方程式、方程式４を解くために用いる方法と同じ方法を用いて解かれる。この手法により、２つの信号形式ｄ１[ｎ]およびｄ２[ｎ]の線形結合として表すことのできる可能な信号形式の連続を形成する信号形式とする可能性が生じる。
【０１３８】
このように、この手法により、実際に無制限の信号形式数が示されることが可能となる。
【０１３９】
４．手法３の別の変化形態では、複数の信号形式のそれぞれを２つのみの信号形式の線形結合に分解する手順が一般的な場合に拡大され、複数の信号形式は、任意の数の信号形式の線形結合として分解してもよい。マトリックスＡおよび信号エネルギーのベクトルαは対応して増大する。
【実施例１】
【０１４０】
単一光子放射断層撮影法（ＳＰＥＣＴ）では、１４０．５ｋｅＶのガンマ線放出および６．０１ｈの半減期を有するテクネチウム９９ｍ（Ｔｃ９９ｍ）などの放射性トレーサーが患者に注入される。トレーサーを拡散させることができる適宜な遅延後に、患者の体内におけるトレーサーの分配がガンマ線カメラによって画像形成される。
【０１４１】
ガンマカメラは患者の周囲で回転され、患者の複数の２Ｄ図（投影図）が異なった角度から撮影される。次いでコンピュータを用いてこれらの個別の２Ｄ投影図を３Ｄ投影図に構成する。特殊カメラおよび放射性同位体設定は、カメラおよび用途に応じて変化する。しかしながら、骨のスキャンのための典型的な取得プロトコールは、１２００ＭＢｑの（Ｔｃ９９ｍ）トレーサー、カメラが患者の周囲３６０°回転された場合における１２０個の異なる２Ｄ投影図、および２０秒の投影毎の収集時間を特定する。したがって、このスキャンのために必要とされる総時間は４０′であり、２つのヘッドを有するガンマ線カメラでは約２０分である。スキャン中に患者が不動であることが極めて重要である。なぜならば、患者の動きは、究極的な３Ｄ画像の著しい劣化を生じるからである。
【０１４２】
図１７は、従来技術のガンマ線カメラ２８０の概略的な断面図である。図１８は、ガンマ線カメラ２８０の概略的な平面図である。カメラ２８０は、シンチレーション材料（本実施例ではヨウ化ナトリウム（Ｎａｌ））の単一の大きい結晶２８２および光電子倍増管２８６の８×８アレイ２８４を備える。光電子倍増管２８６は、光学的に結晶２８２の後方に配置されており、シンチレーション結晶２８２の内部のガンマ線の相互作用によってシンチレーション結晶２８２により放出されるシンチレーションを検出する。光電子倍増管２８６は、シンチレーション光を電気信号に変換する。
【０１４３】
シンチレーション結晶２８２は１０ｍｍのオーダの厚さを有し、重要な入射ガンマ線（本実施例では１４０．５ｋｅＶのガンマ線）における大部分がカメラ２８０によって吸収され、検出される。患者の体内におけるトレーサーの分配に関する空間情報が、検出された光子と光子発生点とを相関させることにより得られ、これは、カメラ２８０にリードコリメータ２８８を設けることにより容易になる。このように、光電子倍増管２８６は、エネルギー信号およびｘ、ｙ座標対を出力する。
【０１４４】
ＳＰＥＣＴシステムのデッドタイムは、前端電子機構における検出事象の処理に起因する。Ｎａｌ結晶に基づいたシステムにおける典型的なデッドタイム４〜８μｓのオーダであり、これは、シンチレーション事象から集光するために必要な統合時間により示される。したがって、統合時間が短いほどデットタイムは短い。このような特性に基づき、（５μｓのデッドタイムを想定して）パルスパイルアップにより妨げられない入射放射線事象の割合、すなわちカメラ２８０のスループットがモデル化された。得られるプロットが図１９ａおよび図１９ｂに（丸印でプロットして）、それぞれ２９０ａおよび２９０ｂで示されている。図１９ａおよび図１０ｂから、カメラ２８０に入射する全ての事象の約４０％は（符号２９２で示すように）５０ｋＨｚの入力計数率でパルスパイルアップにより消失していることがわかる。
【０１４５】
図２０は、同じ検出器パラメータを用いて計算したスループット計数率（ｋＨｚ）および入力計数率（ｋＨｚ）を示している。入力計数率は、入射事象がさらに増大しても検出事象数（符号３００参照）を増大しない点にすぐに（約９０ｋＨｚ）で到達する。Ｎａｌカメラ２８０は、５μｓとされるデッドタイムを有し、入力計数率は、パイルアップの発生率をさらに増大する。これは、入射計数率の増大に伴い、パルスパイルアップにより破損したデータを放棄しなければならず、ＳＰＥＣＴカメラで使用することができないからである。
【０１４６】
図９の実施形態におけるパルスパイルアップ・リカバリーのための信号処理方法の実施が計算され、図１９ａおよび図１９ｂにそれぞれ符号２９４ａおよび２９４ｂにより星印でプロットされている。Ｎａｌ検出器のみが４０％（すなわち、〜５０ｋＨｚ）のデッドタイムを有する同じ入力計数率では、この実施形態のパルスパイルアップ・リカバリーは９８％よりも大きいスループットを有する。
【０１４７】
これは、カメラ２８０の動作のみの場合よりも(９８−６０)／６０＝６３．３％良好であり、この計数率で、同じ検出統計の場合、前回の６０／９８＝６１．２％に等しい投影毎の個別の収集時間（すなわち、「滞留時間」）が可能である。これは上記骨のスキャンについては６１．２％×２０ｓ＝１２．２ｓ（または投影につき１５ｓ）となる。このように、控えめにみて、各投影について２５％、所定の用途では３５％のレベルの（または投影につき１３ｓ）の収集時間節約が期待される。総スキャン時間の対応した低減が（収集と収集との間に患者の周囲でカメラを回転させるために必要な時間により節約時間は幾分少ないが）期待される。
【０１４８】
さらに、本実施形態の方法では、（トレーサー作用を増大させるか、または患者とカメラとの距離を低減することにより）これまでよりも著しく高い計数率でこのようなスキャンの収集が可能となる。図２０を参照して、符号３０２により星印でプロットした、この実施形態の方法の効率は、５００ｋＨｚという高い入力計数率でも依然として９３％である。結果として、計数率を２倍にし、上述の５０ｋＨｚから１００ｋＨｚにすることが可能であり、しかも９５％よりも大きいスループットを達成する（５０ｋＨｚのスループットから僅かな低下）。このように、それぞれの投影について収集時間をさらに１２．２×０．５（９８／９５）＝〜６．３ｓにほぼ半減することが可能である。回転時間を度外視して、これは、単一ヘッドＳＰＥＣＴカメラで想定以上の
［外］
2011519415.tif 000009
分、２つのヘッドを有するＳＰＥＣＴカメラでは６．３分の総スキャン時間を意味する。
【実施例２】
【０１４９】
Ｘ線断層撮影法は、複数の２Ｄ画像（投影）を３Ｄ画像につなぎ合わせる医療用画像形成技術である。図２１は、本発明の実施形態によるＣＴ装置３０４の概略図である。ＣＴ装置３０４は、Ｘ線３０８の扇状ビームを生成するためのＸ線発生器３０６の形態のＸ線源と、線源３０６から機器の反対側に位置決めされ、（臥位の患者として示した）対象物３１２と相互作用したＸ線発生器３０６からのＸ線を検出するためのＸ線検出器３１０とを含む。使用時に、Ｘ線３０８を生成し、Ｘ線検出器３１０によってＸ線を検出するためのＸ線発生器３０６を用いて投影が行われる。Ｘ線発生器３０６および検出器３１０の双方は、相対位置を維持して対象物の周囲を回転する。
【０１５０】
図２２ａは、ＣＴ装置３０４の検出器３１０の例示的な検出器３１４を示す概略図である。１つのＣＴ装置では同時に複数の断面（または投影）を捕捉するために複数の検出器が使用される。図２２ｂは、検出器３１４の検出器素子３１６ａ，３１６ｂ，３１６ｃを示している。本実施例の検出器素子３１６ａ，３１６ｂ，３１６ｃは、１〜１０ｍｍであり、複数の画素を有している。用途、ＣＴ装置３０４に応じて、検出器素子３１６ａは９画素、検出器素子３１６ｂは１６画素、および検出器素子３１６ｃは２５画素のアレイをそれぞれ備えている。ＣＴ Ｘ線装置 で使用される検出器素子は、所定材料からなっていてもよい。これらの材料は、シンチレーションに基づいたＸ線検出器ではヨウ化セシウム（Ｃｓｌ）またはテルル化カドミウム亜鉛（ＣＺＴ）、高純度ゲルマニウム（ＪＰＧｅ）、シリコンドリフト検出器（ＳＤＤ）の材料またはそのほかの半導体検出器材料など、半導体放射線検出器材料から構成されたその他のシンチレータなどである。
【０１５１】
図２３は、検出器素子３１６ａ，３１６ｂ，３１６ｃの単一画素からの典型的な電気出力を示す。原子核崩壊パルス３２０は、約７５ｎｓの立ち上がり時間および７５０ｎｓのオーダのパルス継続時間を有する。パルスにおけるノイズレベルはピーク振幅の±２％であり、エネルギーは、約１０ｋｅＶ〜１３０ｋｅＶの範囲である。現在のＸ線ＣＴ装置で予想されるＸ線フラックスは、検出器のｍｍ２毎に１億回のＸ線事象と同じ量である。検出器素子が２５画素（図２２の素子３１６ｃを参照）有している場合、任意の画素における事象率は４ＭＨｚのオーダである。検出器素子が１６画素（図２２の素子３１６ｂを参照）有している場合、任意の画素における事象率は６．２５ＭＨｚのオーダである。検出器素子が９画素（図２２の素子３１６ａを参照）有している場合、任意の画素における事象率は１１ＭＨｚのオーダである。
【０１５２】
図２４は、図２３に示したパルス特性評価を用いて計算したスループット計数率（ＭＨｚ）および入力計数率（ＭＨｚ）である。（図９を参照して上述した）本実施形態のパルスパイルアップ・リカバリーのための信号処理方法の検証段階を通る全ての事象は丸印でプロットされている。検出されたが、検証ステップで拒絶された事象、すなわち、十分に正確に推定されていないとみなされた事象は×印３２４でプロットされている。１２ＭＨｚの入力計数率で、本実施形態のパイルアップ・リカバリーのアルゴリズムは、全ての事象の約６５％を正確に回復することができる（点３２６参照）。低い計数率、例えば入力計数率が４ＭＨｚである点３２８では、正確に回復する事象の百分率が入力計数率の約８０％である。
【０１５３】
図２５は、０．１ＭＨｚ、１ＭＨｚ、３ＭＨｚ、６ＭＨｚ、９ＭＨｚおよび１２ＭＨｚの入力計数率範囲でパルスパイルアップ・リカバリーアルゴリズムによって生成されるエネルギースペクトルを示している。エネルギーチャンネル１８における高エネルギーピーク３３０、およびエネルギーチャンネル６における低エネルギーピーク３４０の２つのエネルギーピークが、エネルギースペクトルで明白に可視である。０．１ＭＨｚ〜１２ＭＨｚまでの広範囲の入力計数率にも関わらず、本実施形態のパルスパイルアップ・リカバリーのための信号処理方法は、入射放射線を正確に検出することができる。
【０１５４】
当業者であれば、本発明の範囲内で容易に変更を行うことができる。したがって、本発明は例として記載した上記特定の実施形態に限定されるものではないことを理解されたい。
【０１５５】
以下の特許請求の範囲および前述の本発明の説明では、「備える」または「備えている」などの変形表現は、言語および必要な含意を表現するために文脈において他の必要性がない限りは、包括的な意味で用いられる。すなわち、記載した特徴の存在を特定するが、しかしながら、本発明の様々な実施形態のさらなる特徴の存在および追加を除外しない。
【０１５６】
さらに、従来技術に関する本明細書における言及は、そうした従来技術が一般に共通の知識の一部をなすか、またはなしていたことを示すことを意図するものではない。
【図１】
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【図２ａ】
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【図２ｂ】
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【図２ｃ】
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【図２ｄ】
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【図３ａ】
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【図３ｂ】
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【図３ｃ】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７ａ】
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【図７ｂ】
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【図７ｃ】
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【図８】
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【図９】
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【図１０ａ】
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【図１０ｂ】
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【図１０ｃ】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４ａ】
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【図１４ｂ】
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【図１４ｃ】
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【図１４ｄ】
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【図１５ａ】
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【図１５ｂ】
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【図１５ｃ】
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【図１５ｄ】
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【図１６ａ】
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【図１６ｂ】
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【図１６ｃ】
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【図１６ｄ】
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【図１７】
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【図１８】
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【図１９】
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【図２０】
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【図２１】
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【図２２ａ】
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【図２２ｂ】
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【図２３】
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【図２４】
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【図２５】
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【国際調査報告】
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