(57)【要約】核カメラ（１０）は、放射を行う撮影領域の回りで一般的に環状で回転自在のガントリ(１２，１２’，１２”，１２’’’)に配置された４個以上のガンマ線検出器（２０，２０’，２０”，２０１，２０２，２０３，２０４，２０５，２０６）を有する。ガンマ線検出器はそれぞれ、イメージングアイソセンタ(２２，２２’，２２”，２２’’’)からの固定された等しい距離（Ｒ，Ｒ２，Ｒ３，Ｒ５）で配置されて、固定された半径の円軌道で回転する。各ガンマ線検出器は、放射に応答する放射検知表面（７２）と、軸８８の回りで回転するスラットコリメータ（７０）とを有する。固定された半径の解像度及び感度は、コリメータスラット高さ（Ｗｚ）及び間隔（Ｇ）並びに放射検知表面幅（Ｃｙ）を選択することによって選択される。ガンマ検出器及び回転ガントリは、光学的に不透明な環状ハウジング（１４）によって包囲され、ハウジングは、サイズの範囲に亘って撮影被験者を許容する一般的には円形の穴（１６）を規定する。
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
ガントリ回転軸及びイメージングアイソセンタを規定する回転自在のガントリと、
前記イメージングアイソセンタからの固定された半径距離で前記回転自在のガントリに配置され、放射検知表面及び放射をコリメートするコリメータを有するガンマ線検出器とを有することを特徴とする核カメラ。
【請求項２】
前記コリメータが、前記放射検知表面を横切るように配置された互いに離間する複数のスラットを有し、互いに隣接するスラット対が観察面を規定することを特徴とする請求項１記載の核カメラ。
【請求項３】
前記ガンマ線検出器が、一般的に前記ガントリ回転軸に直交するスラット回転軸の回りで前記コリメータスラット及び前記放射検知表面を回転する手段を更に有することを特徴とする請求項２記載の核カメラ。
【請求項４】
前記スラットが、選択した空間的な画像解像度、予め決定された撮影時間及び固定された半径距離に基づいて選択された間隔及び高さを有し、
一般的に線形の検出器の幅が、選択した検出器感度、予め決定された撮影時間及び固定された半径距離に基づいて選択されたことを特徴とする請求項３記載の核カメラ。
【請求項５】
前記放射検知表面を横切る方向の前記スラット高さが、前記固定された半径距離及び前記選択した空間的な画像解像度の比に対応することを特徴とする請求項４記載の核カメラ。
【請求項６】
前記放射検知表面が、固体検出素子のアレイを有することを特徴とする請求項３記載の核カメラ。
【請求項７】
前記回転自在のガントリに配置され、透過放射を生じる放射源と、
前記放射源に対向して配置され、前記透過放射を検出する透過放射検出器とを更に有することを特徴とする請求項６記載の核カメラ。
【請求項８】
前記イメージングアイソセンタから固定半径距離で配置された少なくとも４個のガンマ線検出器を更に有することを特徴とする請求項１記載の核カメラ。
【請求項９】
前記回転自在のガントリに対向して配置され、陽電子−電子消滅中に放出された放射の一致検出を行うように形成された少なくとも一対の放射検出器を更に有することを特徴とする請求項８記載の核カメラ。
【請求項１０】
前記ガンマ検出器が、少なくとも二つの互いに相違する画像解像度に対してコリメートされることを特徴とする請求項８記載の核カメラ。
【請求項１１】
前記回転自在のガントリ及び前記ガンマ検出器をほとんど包囲する一般的に環状のハウジングを更に有することを特徴とする請求項１記載の核カメラ。
【請求項１２】
第２のイメージングモダリティを保持し、前記一般的に環状の第１のハウジングから固定距離で配置された一般的に環状の第２のハウジングを更に有することを特徴とする請求項１１記載の核カメラ。
【請求項１３】
放出された放射を受けるために撮影領域の周辺に配置され、各々がイメージングアイソセンタから等しい距離で配置され、各々が、放出された第１の放射に応答する放射検知表面を有する少なくとも４個の回転自在のＳＰＥＣＴ放射検出器と、
前記放射検出器と前記撮影領域との間で各放射検出器に配置され、到来する放出された第１の放射のプラナーコリメーションを行うスラットコリメータと、
各ＳＰＥＣＴ放射検出器の前記コリメータ及び前記放射検知表面を検出器軸の回りで回転する手段とを具えることを特徴とする核カメラ。
【請求項１４】
前記放射検出器が配置された一般的には環状で回転自在のガントリと、
前記放出された放射を十分透過する光学的に不透明なハウジングとを更に有することを特徴とする請求項１３記載の核カメラ。
【請求項１５】
互いに相違するＳＰＥＣＴ解像度及び互いに相違するイメージングモダリティの少なくとも一つに対して形成した放射検出器を更に有することを特徴とする請求項１３記載の核カメラ。
【請求項１６】
透過放射源及び前記回転自在のガントリに前記透過放射源に対向して配置された透過放射検出器を有する断層撮影スキャナを更に有することを特徴とする請求項１３記載の核カメラ。
【請求項１７】
第１の回転軸から撮影領域を通じた固定半径距離で前記撮影領域の回りで少なくとも一つの放射検出器を円軌道にのせ、
前記撮影領域からの放射を、前記放射検出器の一般的に平坦な放射検知領域で検出し、前記放射検知領域が、固定半径の円軌道にある間に前記撮影領域に対向することを特徴とする放射線イメージング方法。
【請求項１８】
前記円軌道にある間、スラットコリメータ及び放射検知アレイを、前記第１の回転軸に直交する軸の回りで回転し、
前記スラットコリメータによって規定された一般的に平坦な領域上で検出された放射を統合して、平面統合投影ビューを発生し、
前記平面統合投影ビューから撮影領域の画像表示を再構成することを特徴とする請求項１７記載の放射線イメージング方法。
【請求項１９】
前記軌道が、複数の検出器の各々を共通ロケーションに対してＭ回回転し、Ｍを整数とし、前記コリメータ及び放射検知アレイを、各ロケーションで１８０°／Ｍ及び３６０°／Ｍの一方で回転することを特徴とする請求項１８記載の放射線イメージング方法。
【請求項２０】
一般的に平坦な前記放射検知アレイの最小幅を、前記一般的に平坦な領域に平行な方向で選択して、放射検出感度を選択することを特徴とする請求項１８記載の放射線イメージング方法。
【請求項２１】
複数の放射検出器を、１８０°を放射検出器の個数で除算した角度に亘って回転することを特徴とする請求項１７記載の放射線イメージング方法。
【請求項２２】
コリメータスラット間隔とコリメータ高さのうちの少なくとも一つを、選択した解像度及び固定半径距離に従って選択することを特徴とする請求項２１記載の放射線イメージング方法。
【請求項２３】
放射が透過する光学的に不透明なシールドを、前記少なくとも一つの放射検出器と前記撮影領域との間に配置し、
前記シールドが、円軌道中にある間に固定された状態であり、円軌道にある間に前記撮影領域と放射検出器との間の光学的な通信を遮断することを特徴とする請求項１７記載の放射線イメージング方法。
【請求項２４】
少なくとも４個の放射検出器を、固定半径距離で軌道にのせることを特徴とする請求項１７記載の放射線イメージング方法。
【請求項２５】
前記検出器が、第１の解像度に対してコリメートされるＳＰＥＣＴ検出器と、
第２の解像度に対してコリメートされるＳＰＥＣＴ検出器、ＰＥＴ検出器の対及び透過放射検出器のうちの少なくとも一つとを有することを特徴とする請求項２４記載の放射線イメージング方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、医療画像分野に関する。本発明は、特に、シングルフォトン断層撮影（ＳＰＥＣＴ）画像に関し、特にそれに関連して説明する。しかしながら、本発明は、他の医療画像モダリティにアプリケーションを見つけることができる。
【背景技術】
【０００２】
各カメラは、典型的には、回転ガントリに装着された線形位置決め素子に装着された１〜３個のガンマ線検出器を用いる。回転ガントリは、関心のある領域の回りでガンマ線検出器を角方向に移動し、その間、線形位置決め素子は、関心のある領域に向かって又は関心のある領域から離れるようにガンマ線検出器を容易に移動して、撮影被験者の外部輪郭に近接して従うコンフォーマルの非円形軌道を生成する。他の配置において、ガンマ線検出器は、コンフォーマルの非円形円形軌道を形成するために回転方向及び半径方向に検出器を移動するロボットアーム上に装着されている。
【０００３】
各ガンマ検出器は、光電子倍増管のアレイによって観察されるシンチレータを有する。粒子線は、シンチレータに当たり、光を生じる。すぐ近くの光電子倍増管は、結果的に得られるシンチレーションイベントを検出する。検出器上の粒子のエネルギー及び位置は、光電子倍増管出力に基づいて算出される。典型的には穴のアレイを有する鉛プレートであるコリメータは、線形的な投影ビューを規定するためにシンチレーション結晶と撮影された被験者との間のガンマ線検出器に装着される。このタイプの検出器は、シンチレーションを、光線すなわち視野のラインに沿って、更に正確には、コリメータ穴の軸によって規定された視野の狭い角度のコーンに沿って発生する際に分離する。
【０００４】
他のタイプのガンマ線検出器は、スラットコリメータを用いる。スラットコリメータは、平面統合投影ビュー(plane integral projection view)を規定する一般的に互いに平行なコリメーティングスラットを有する。感度は、狭い角度のコーンではなくバンドに亘って放射を受けることによって向上される。一部のスラットコリメートガンマ線検出器は、カドミウム・亜鉛・テルル（ＣＺＴ）のような半導体に基づく放射検出器を用いる。バンドに沿った空間位置を決定できるようにするために、スラットは、撮影中に、検出器面を横切る軸の回りで回転し、その結果、面配向の少なくとも１８０°好適には３６０°に亘る平面統合投影は、ガントリの角方向の観察の各々に対して収集される。動作の線の代わりに動作の面を規定するスラットコリメート検出器は、信号感度の向上を含む所定の利点を有する。
【０００５】
ガンマ線検出器が、撮影被験者に対してコンフォーマルで軌道にのるので、線形投影データが、投影ビューの角範囲に亘って取得され、その後、３次元画像に再構成される。医療画像に対して、９９ｍＴｃや２０１Ｔｌのような放射線医薬品又はアイソトープが被験者に導入される。アイソトープは、環状システムに亘って分布し、画像が生成される関心ある器官に蓄積される。被験者への放射の露出を最小にするために、処理される放射線医薬品の分量及びそれに関連する半減期が制限される。これによって、放射信号の強度が低くなり、信号対雑音比が低くなり、イメージングウィンドウが時間的に制限される。
【０００６】
これらの信号の制約を軽減するために、収集された計数すなわち感度及びその品質すなわち空間的な解像度を最適にするよう特別な注意を払う必要がある。被験者の回りのガンマ線検出器の形成された非円形軌道は、各ガンマ線検出器と撮影被験者との間の距離を最小にすることによって解像度及び感度を十分に向上する。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
しかしながら、形成された非円形ガンマ線検出器軌道は、所定の不都合を有する。被験者に特有の正確に形成された軌道を決定すると、撮影準備時間が増大する。ガントリ上のガンマ線検出器の個数は、一般に、コンフォーマルな軌道によって３個以下に制限される。多数の検出器を撮影被験者に近接して同時にコンフォーマルに配置するのは容易でない。さらに、撮影被験者に近接する大きなガンマ線検出器ヘッドの形成する移動は、特にヘッドスキャンに対して不都合である。コンフォーマル軌道は、ガントリ包囲すなわちガンマ線カメラハウジングを用いた被験者のビューからの移動部の遮蔽を妨げる。画像再構成は、コンフォーマル軌道によって複雑になる。その理由は、非円形軌道が空間的な対称の利点を損ない、半径の依存性をデータに追加し、したがって、画像再構成の複雑さ及び時間を増大するからである。
【０００８】
本発明は、上記制約及びその他の制約を克服する向上した装置及び方法を考慮する。
【課題を解決するための手段】
【０００９】
一態様によれば、核カメラを開示する。回転自在のガントリは、ガントリ回転軸及びイメージングアイソセンタを規定する。ガンマ線検出器は、イメージングアイソセンタからの固定半径距離で回転ガントリに配置される。ガンマ線検出器は、放射検知表面と、到来する放射をコリメートするコリメータとを有する。
【発明の効果】
【００１０】
他の態様によれば、核カメラを開示する。少なくとも１個から６個以上までであるが最適には４個のＳＰＥＣＴ放射検出器は、放出された放射を受けるために撮影領域の回りで回転自在に配置される。放射検出器はそれぞれ、イメージングアイソセンタから等距離で配置される。放射検出器はそれぞれ、最初に放出された放射に応答する放射検知表面を有する。スラットコリメータは、到来する最初に放出された放射のプラナーコリメーションを行うために放射検出器と撮影領域との間の各放射検出器に配置される。コリメータ及び各ＳＰＥＣＴ放射検出器の放射検知表面を検出器軸の回りで回転する手段を設ける。
【００１１】
他の態様によれば、放射線イメージング方法を設ける。少なくとも一つの放射検出器は、第１の回転軸から撮影領域を通じた固定半径距離で撮影領域の回りで円軌道にのる。撮影領域からの放射は、放射検出器の一般的に平坦な放射検知領域で検出される。放射検知領域は、固定半径の円軌道にある間に撮影領域に対面する。
【００１２】
一つの利点は、検出器の軌道形成ステップにおける核撮影時間の削除にある。
【００１３】
他の利点は、同時に動作する４個以上のガンマ線検出器を単一の回転する核カメラガントリに設けることにある。
【００１４】
更に別の利点は、回転する核カメラガントリを包囲するガントリハウジングを含むことにあり、このハウジングは、回転ガントリやガンマ線検出器のような移動部を保護し、移動部を撮影被験者の観察からふさぎ、核イメージング装置を、ＰＥＴやＣＴやＭＲＩのような他の医療イメージング装置に比べて外観、形状及びサイズにおいてコンパクトにする。
【００１５】
他の利点は、程度の高い対称性を有する円軌道を用いたイメージングを行うことにあり、これを用いて、画像再構成処理を簡単にするとともに画像再構成時間を減少する。
【００１６】
他の種々の利点及び利益は、以下詳細に説明する好適な実施の形態を読んだ当業者によって明らかになる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１７】
本発明は、種々の構成要素及び構成要素の配置並びに種々の処理動作及び処理動作の配置の形態をとる。図面は、好適な実施の形態を示すことのみを目的とし、本発明を制限することを意味しない。
【００１８】
図１を参照すると、マルチモダリティ放射線イメージング(multiple imaging modality radiological imaging)システム８を示す。核カメラ１０は、一般的に環状の固定ハウジング１４に配置された一般的に環状の回転自在のガントリ１２を有する。ハウジング１４は、一般的に円筒形状の固定穴１６を規定し、その穴の内側には、撮影被験者が配置される。固定穴１６を規定するハウジング位置を、光学的に不透明にするが、一般的には、ガンマ線放射が穴に向かって透過する。撮影被験者は、被験者を支持する寝台１８を用いて穴１６に移動される。（包囲するハウジング１４の一部断面によって示した）少なくとも一つのガンマ線検出器２０は、回転するガントリ１２に配置され、ガントリ１２とともに回転する。
【００１９】
ガンマ線検出器２０は、穴１６の内側の撮影領域のアイソセンタ２２の回りで観察半径Ｒの円軌道で回転する。しかしながら、穴１６に配置された被験者は、ガントリ１２や一つ以上のガンマ線検出器のようなガンマ線カメラ１０の移動する構成要素を観察するのをハウジング１４によって妨げられる。その理由は、ハウジング１４が光学的に不透明だからである。さらに、環状のガンマ線検出器観察半径Ｒは、核イメージングで用いられる後に説明するタイプのコンフォーマル(conformal)の非円形ガンマ線検出器軌道の最小半径より十分大きい。これによって、穴１６を、可変サイズの被験者を許容するのに十分大きくすることができる。医療用イメージングに対して、穴１６を、好適には、任意の十分なサイズ、例えば、直径６０ｃｍの被験者を許容するのに十分大きくする。
【００２０】
図１を参照し続けると、ガンマ線カメラ１０の一つ以上の放射検出器は、投影メモリ３０に格納される平面統合投影ビュー(plane integral projection view)を取得する。平面統合投影ビューは、撮影領域の３次元画像表示を再構成する再構成プロセッサ３２によって処理される。適切な再構成の一つは、逆ランダム変換(inverse Random transform)を用いる。再構成された画像は、画像メモリ３４に格納される。
【００２１】
再構成された画像は、ビデオプロセッサ３６によって処理され、放射線技師又は他のユーザによる検査のためにユーザインタフェース３８に表示される。ユーザインタフェース３８は、好適には、高解像度のビデオディスプレイ、キーボード、マウス又は他のポインティング装置等を有する。再構成された画像は、プリンタドライバによって処理されるとともにプリントされ、病院のネットワーク若しくはインターネット上で通信され、又は他の処理が施されることができる。好適には、ユーザインタフェース３８によって、放射線技師又は他のユーザは核カメラ４０を操作して、核カメラ１０を構成し、カメラ１０を用いてデータの取得を開始及び制御し、等々を行う。
【００２２】
シングルフォトン断層撮影法（ＳＰＥＣＴ）による典型的な医療用イメージングに対して、被験者は、撮影前に９９ｍＴｃや２０１Ｔｌのような適切な放射線医薬品又はアイソトープが施される。放射性医薬品は、関心のある器官、血流、又は治療の関心のある他の領域に集中するように適合される。放射線医薬品は、患者が穴１６に挿入されたときに一つ以上のガンマ線検出器２０が受ける低レベルの放射を放出する。ガンマ線カメラ１０は、回転するガントリ１２が撮影領域の回りで一つ以上のガンマ線検出器２０を移動させるときに１８０°、３６０°又は他の選択した角度範囲の観察角に亘る投影ビューを取得する。
【００２３】
選択的には、放射線イメージング装置８は、陽電子放射断層撮影（ＰＥＴ）スキャナや、断層撮影（ＣＴ）スキャナや、第２の核カメラのような第２のイメージングモダリティ装置５０を有する。一般的には環状で回転自在の第２のガントリ５２は、一般的には環状の固定ハウジング５４に配置される。固定ハウジング５４は、一般的には円筒の穴５６を規定する。第２のイメージングモダリティ装置５０を用いたイメージングに対して、被験者を支持する寝台１８は、被験者を第２の穴５６に挿入するように延在する。（包囲するハウジング５４の一部断面によって示す）少なくとも一つの適切な放射検出器６０は、回転自在な第２のガントリ５２に装着され、第２の穴５６によって規定される第２の撮影領域のアイソセンタ６２に対して固定された観察半径Ｒ’でガントリ５２とともに回転する。固定された観察半径Ｒ’は、一つ以上のガンマ線検出器２０の固定された観察半径Ｒと同一でも異なってもよい。
【００２４】
ＰＥＴイメージングに対して、少なくとも二つの放射検出器が、一致ガンマ線検出(coincidence gamma ray detection)を行うために装着及び形成される。ＣＴイメージングに対して、Ｘ線源は、アイソセンタ６２を通過するとともにＸ線検出器アレイによって検出されるＸ線ビームを発生する。第２のイメージングモダリティ装置５０は、素子２０，３２，３４に対応するデータメモリ１３０、画像再構成処理素子１３２及び画像メモリ１３４も有する。ビデオプロセッサ３６は、ガントリ間の距離に対応する空間的なオフセットを加えるとともに、表示のために再構成画像を組み合わせる。選択的には、二つのイメージングモダリティからのデータを、再構成前に組み合わせることができる。選択的には、記憶素子３０，３４は、各装置１０，５０によって生成されたデータを格納するために分割され又は形成され、単一の再構成プロセッサは、両方のイメージングモダリティの両方のデータを再構成することができる。
【００２５】
イメージング装置１０，５０を機械的に統合するために、アイソセンタ２２，６２を、好適には共通のガントリ軸６６に位置合わせする。被験者を支持する寝台１８に横たわってうつむいている被験者を、イメージング装置１０，５０の選択した一方又は両方を用いて撮影するために、共通のガントリ軸６６に平行に穴１６，５６の一方又は他方に移動することができる。回転ガントリ１２，５２は、共通のガントリ軸６６の回りを回転する。好適には、共通のガントリ軸６６に沿ったアイソセンタ２２，６２の軸方向の分離を調べて、一方の装置を用いた撮影後、被験者を、他方の装置に搬送するとともに同一の軸方向の位置で撮影することができる。
【００２６】
さらに、第３、第４又はそれ以上のイメージングモダリティを、マルチモダリティ放射線イメージング装置８で同様に統合することができる。各イメージングモダリティは、環状ハウジングの内側の回転ガントリに配置されたイメージングモダリティに適切な放射検出器及び放射源を有し、ハウジングは、サイズの範囲に亘って被験者を撮影するのに十分な大きさの円筒形状の穴を有する。図１において個別の環状ハウジング１４，５４を示すが、両方のイメージング装置１０，５０を包囲する、単一の軸方向に延在するハウジングを用いることができる。
【００２７】
図１を参照し続けるとともに図２を更に参照すると、撮影が、固定された観察半径Ｒで一つ以上のガンマ線検出器２０を有するガンマ線カメラ１０を用いて行われる。固定された観察半径Ｒにおいて選択された解像度、撮影時間及び検出感度を取得するために、スラットコリメートガンマ線検出器(slat-collimated gamma detector)２０を使用し、この場合、スラットコリメータ(slat collimator)７０及び放射検出器７２は、選択された解像度、撮影時間及び検出感度特性を提供するように設計される。スラットコリメータ７０は、厚さＷｘ及び幅Ｗｙの一般的に平行な複数のスラット７４を有し、これらスラット７４は、ギャップＧによって互いに分離している。各スラットは、放射検出器７２から撮影領域７６に向かって延在するスラット高さＷｚを有する。選択的には、スラットは、同一方向に数度だけ一様に傾斜する。
【００２８】
放射検出器７２は、スラット７４に平行な幅Ｃｙ及びスラット７４に垂直な長さＬの大きさを有する。互いに隣接するスラット対の各々は観察面を規定し、この観察面は、一般的には、放射検出器７２を横切るとともに、放射検出器７２の一般的には線形の素子アレイによって観察される。例えば、スラット７４１，７４２は、撮影領域７６の観察面８０をコリメートする。放射検出器７２の一般的に線形の放射検出器領域８２は、互いに隣接するスラット対７４１，７４２を通じて平面８０を観察する。
【００２９】
好適な実施の形態において、放射検出器７２は、各々が約３．２ｍｍ×１．８ｍｍのサイズの約３０００個のカドミウム・亜鉛・テルル（ＣＺＴ）検出器素子の矩形アレイを有する。各ＣＺＴ検出素子は、電気的にバイアスがかけられた光検出器を有し、この光検出器は、電荷を取得するとともに、入射ガンマ線に応答して電流パルスを発生する。画像を再構成するためにサンプリングする分離可能な３次元ボクセルを提供するために、スラットコリメータガンマ線検出器２０は、共通のガントリ軸６６に垂直なスラット回転軸８８の回りで回転モータ８６によって回転される。典型的には、ガントリの角方向の観察の各々に対して、統合された投影面が、スラット回転軸８８の回りで回転するスラットの１８０°又は３６０°のスパンで取得される。
【００３０】
固定された観察半径Ｒは、一般的に、コンフォーマルのガンマ線検出器の軌道の平均観察半径より十分に大きい。従来知られているように、ガンマ線検出器と撮影領域との間の観察距離が増大するに従って、イメージングの解像度が劣化する。ボアホールコリメータ(bore hole collimator)を用いる通常のガンマ線検出器において、イメージングの解像度の劣化を、コリメーションを増大することによって（例えば、撮影領域方向のコリメータの高さを拡大することによって、又は更に小さいコリメーション開口を用いることによって）軽減することができる。しかしながら、コリメーションが増大すると、放射収集効率が減少することによって検出器感度が減少する（多くの割合の放射が、コリメータによって吸収され、検出器に到達しない。）。これまで、核カメラは、検出器観察距離及びコリメーションを最小にするために撮影被験者の外部輪郭に近接して従うコンフォーマルの非円形ガンマ線検出器軌道を用いている。
【００３１】
好適には、スラットコリメートガンマ線検出器２０は、コリメーション（例えば、スラット高さＷｚ又はスラット分離Ｇ）を通じた解像度及び放射検出器７２の幅Ｃｙを通じた検出器感度に独立して適合することによって、選択した撮影時間に亘る選択された解像度及び検出器感度に対して構成される。一般的に、ガンマ線検出器２０が、撮影領域７６から離間して移動すると、イメージング解像度の結果的に得られる劣化は、コリメーションを増大する（例えば、スラット高さＷｚを増大する）ことによって軽減される。検出器感度は、観察距離及びコリメーションの増大を補償するように検出器幅Ｃｙを増大することによって維持される。選択された観察半径Ｒ、イメージング解像度、検出器感度及び撮影時間に対して、コリメーション及び検出器幅Ｃｙの最適化された値が決定される。
【００３２】
更に詳しくは、イメージング解像度は、一般的に、所定のコリメーションに対する観察半径とともに線形的に比例する。すなわち、
【数１】
2006513410.tif 000003
となる。この場合、Ｒは、図１に示す観察半径Ｒであり、Ｗｚは、図２に示す検出器幅Ｗｚであり、比Ｒ／Ｗｚの小さい値は、イメージング解像度の増大すなわち向上に対応する。例えば、コンフォーマルの非円形検出器軌道が、２０ｃｍの平均観察半径で所定のイメージング解像度を提供する場合、解像度を劣化することなく（大抵の被験者のうつぶせ位置を許容するのに十分な）３０ｃｍの観察半径を有する一定の円の検出器軌道に移動するために、コリメータスラット７４の高さＷｚを、約２０ｃｍの平均半径を有するコンフォーマルの非円形軌道を用いて得られるような３０ｃｍの固定半径軌道で同一解像度を提供する（３０ｃｍ÷２０ｃｍ）すなわち１．５の因子によって増大する必要がある。スラット高さＷｚを増大する代わりに、３０ｃｍの一定の半径でコリメーションを増大するためにスラット間隔Ｇを減少することができる。
【００３３】
観察半径Ｒを増大すると、検出器感度が減少する。さらに、コリメーションが増大しても、検出器感度が減少する。スラットコリメータガンマ線検出器の幾何学的配置に対して、検出器感度は、
【数２】
2006513410.tif 000004
に従ってスラット高さＷｚ及び観察半径Ｒに近似的に関連する。この場合、式（２）の大きな値は、良好な検出器感度に対応する。したがって、２０〜３０ｃｍの観察半径の典型的な増大及びこれに比例する１．５のスラット高さＷｚの増大に対して、検出器感度は、２．２５の因子によって比例して減少する。このような感度の損失に対して、放射検出器幅Ｃｙは、２．２５の因子によって適切に比例して増大する。
【００３４】
要約すると、図２に示すスラットコリメートガンマ線検出器２０を用いた図１に示すガンマ線カメラ１０は、検出器が２０ｃｍの平均半径でコンフォーマルの軌道を有するコンフォーマルのガンマカメラ軌道に比べて、３０ｃｍの一定の観察半径でほぼ同様な解像度及び検出器感度を提供する。２０ｃｍから３０ｃｍに増大した距離は、スラット高さＷｚを１．５の因子でスケールアップするとともに検出器幅Ｃｙを２．２５の因子でスケールアップすることによって補償される。これらの調整を行うことによって、約２０分のような理想的な撮影時間中の３０ｃｍの固定された半径の撮影は、約２０ｃｍの平均観察半径で２０分のコンフォーマルな撮影時間とほぼ同等の解像度及び検出器感度を提供する。ガンマ線検出器のコンフォーマルの軌道が削除されることによって、包囲するハウジング１４は、好適には、ガンマ線カメラ１０の美的な外観を向上し、他のイメージングモダリティ（ＣＴ，ＰＥＴ及びＭＲＩ）に比べて外観、形状及びサイズがコンパクトとなり、移動する一つ以上のガンマ線検出器２０及び回転するガントリ１２を見えなくし、かつ、移動するガンマ線カメラ素子と接触するのを防止するように含まれる。
【００３５】
図３を参照すると、一定の半径Ｒの他の利点は、イメージングデータを取得するために３個より多いガンマ線検出器を同時に用いることができることである。例えば、図３に示すように、４個のガンマ線検出器２０を、回転ガントリ１２に装着し、イメージングデータ取得のために同時に用いることができる。４個の検出器２０の各々は、回転ガントリ１２のアイソセンタ２２から観察距離Ｒで配置され、したがって、これら検出器は互いに妨害しない。４個を超える検出器も同様に用いることができる。それに対して、これまで実用されたようなコンフォーマルのガンマ線検出器軌道が用いられるとき、同時に動作する３個以下のガンマ線検出器が実用的である。この理由は、幾何学的な制約によって４個以上の検出器による撮影被験者の周りのコンフォーマルの非円形軌道を著しく妨げるからである。４個以上のコンフォーマルの非円形軌道の検出器を用いることによって、検出器は、一般的には、軌道内の種々の位置で互いに衝突する。更なるイメージングデータを収集するために、又は３６０°未満のガントリ回転で３６０°のガントリ角方向のイメージングビューを提供するために、他のガンマ線検出器を用いることができる。図３に示す典型的な４個の検出器２０に対して、９０°のガントリ回転が、３６０°の角度をカバーする。
【００３６】
図３を参照し続けると、一定半径のガンマ線カメラ１０の更なる利点は、イメージングの対称性が向上することである。例えば、図３の４個のガンマ線検出器配置は、少なくとも四つの回転対称及び四つの反射対称面を有する。このように高度な対称性を用いて、放射検出効率を向上し、画像再構成の複雑さを少なくし、かつ、画像再構成時間を減少することができる。スラットコリメート面統合投影ビューは、円軌道によって簡単にされる。その理由は、検出器観察半径Ｒが検出器軌道全体に亘って一定だからである。更に別の選択として、（仮想的に示す）他のヘッドを追加して、被験者を更に完全に包囲することができる。検出器ヘッドの数を増加すると、画像品質を向上する要因を増大し又はデータ収集時間を減少する。
【００３７】
図４を参照すると、一定半径Ｒ２のスラットコリメートガンマ線検出器軌道の利点は、スラット回転軸８８の回りのスラット７０の回転を角度的に十分制限できることである。図４は、回転ガントリ１２’の回りで６０°の間隔で離間した６個のガンマ線検出器２０１，２０２，２０３，２０４，２０５，２０６を示す。共通のガントリ軸６６の回りのガントリ１２’の３６０°の回転に対して、６個のガンマ線検出器２０１，２０２，２０３，２０４，２０５，２０６の各々は、各ガントリの角方向のビューを横切る。換言すれば、ガントリの回りの角位置の各々に対して、６個のガンマ線検出器２０１，２０２，２０３，２０４，２０５，２０６の各々は、３６０°ガントリ回転の所定のインタバルでこの角位置から観察を行う。したがって、スラット回転軸８８の回りのスラットの３６０°の回転は、６個のガンマ線検出器２０１，２０２，２０３，２０４，２０５，２０６の間で任意に分割される。
【００３８】
ある適切な配置において、ガンマ線検出器２０１のスラットが０°と６０°の間で回転し、ガンマ線検出器２０２のスラットが６０°と１２０°の間で回転し、ガンマ線検出器２０３のスラットが１２０°と１８０°の間で回転し、ガンマ線検出器２０４のスラットが１８０°と２４０°の間で回転し、ガンマ線検出器２０５のスラットが２４０°と３００°の間で回転し、ガンマ線検出器２０６のスラットが３００°と３６０°の間で回転し、これらの全ては、スラット回転軸８８の回りで回転する。各ガンマ線検出器に対する軸８８の回りのスラットの回転が６０°だけであるので、図２に示す回転モータ８６をリニアアームアクチュエータに置き換えることができ、これによって、スラットコリメートガンマ線検出器の機械的な構造を簡単にする。
【００３９】
再び図１を参照すると、マルチモダリティ放射線イメージングシステム８は、ガンマ線カメラ１０を通じたＳＰＥＣＴイメージングと、第２のイメージングモダリティ装置５０を通じたＰＥＴやＣＴのような他のイメージングモダリティとを提供する。二つの回転ガントリ１２，５２のアイソセンタ２２，６２の調整された間隔に対して、二つのイメージモダリティ間の切替を、支持台１８の調整された軸方向の移動によって迅速かつ簡便に行うことができる。しかしながら、ガントリ１２，５２の軸方向の分離は、二つのイメージングモダリティを用いた同一の軸方向の位置での同時の撮影を妨害する。
【００４０】
図５を参照すると、ガントリ１２”は、同一の軸方向の位置でＳＰＥＣＴ及び第２のモダリティイメージングを同時に提供する。４個のＳＰＥＣＴガンマ線検出器２０’は、ガントリアイソセンタ２２”からの観察距離Ｒ３で円形の回転ガントリ１２”に配置される。この配置は、図３に示す回転ガントリ１２のガンマ線検出器２０の配置とほぼ同様である。ＳＰＥＣＴガンマ線検出器２０’の固定された半径の円軌道によって、回転ガントリ１２”のＳＰＥＣＴガンマ線検出器２０’間で他の放射検出器９４を交互に配置することができる。図５において、４個のＰＥＴ検出器９４がガントリ１２”に配置され、ここでは、ＳＰＥＣＴガンマ線検出器２０’の観察距離Ｒ３と同一でも異なってもよい距離Ｒ４でアイソセンタ２２”を観察する。アンコリメートＰＥＴ検出器９４は、ガンマ線検出器２０’によるＳＰＥＣＴデータの取得と同時に一致ＰＥＴデータを適切に取得する。
【００４１】
図６を参照すると、同様に、断面撮影スキャナが、固定された半径のガンマ線カメラに統合され、ガンマ線カメラは、イメージングアイソセンタ２２’’’の回りで観察半径Ｒ５でガントリ１２’’’に配置されたスラットコリメート検出器２０”を用いる。断面撮影スキャナは、Ｘ線源９６と、これに対向して配置されたＸ線検出器アレイ９８とを有する。単一ガントリＳＰＥＣＴ／ＣＴシステムにおいて、ＳＰＥＣＴデータ及びＣＴデータの同時の取得は、ＣＴイメージングモダリティの最適な回転速度とＳＰＥＣＴイメージングモダリティの最適な回転速度との間の大きな差、相違する放射強度等によって複雑になる。しかしながら、スラットコリメートＳＰＥＣＴガンマ線検出器２０”の好適なＣＺＴ検出器７２は、これらがシャットオフしたときの散乱した高強度のＸ線による損傷に対する耐性を有し、したがって、ＳＰＥＣＴ及びＣＴを、被験者支持台１８を移動することもＸ線管９６の操作中にＳＰＥＣＴガンマ線検出器２０”を閉じることもなく順次取得することができる。ソース９６をアイソトープ源とすることもできる。
【００４２】
同様に、他のイメージングモダリティを単一の一定半径のＳＰＥＣＴガントリに統合することもできる。例えば、同様でないガンマ線検出器又は異なるコリメートガンマ線検出器をガントリに交互に配置して、互いに相違するイメージング解像度、互いに相違する最適化されたスペクトル特性等を提供することができる。同様に、適切なガンマ線放射源及び専用の受信ガンマ線検出器を有する透過モードＳＰＥＣＴシステムを、ガントリに統合することができる。
【００４３】
本発明を、好適な実施の形態を参照して説明した。明らかに、先行する詳細な説明を読んで理解した上で変更及び変形が行われる。本発明は、添付した請求の範囲及びその均等物の範囲にある限りそのような変更及び変形の全てを含むことを意味する。
【図面の簡単な説明】
【００４４】
【図１】包囲されたガントリの撮影領域において一定の円形の観察半径の軌道を有するガンマ線検出器付ガンマ線カメラを有するマルチモダリティ放射線イメージングの斜視図を示す。
【図２】スラットコリメータガンマ線検出器の斜視図を示す。
【図３】図１のガンマ線カメラの環状ガントリにおける一定の観察半径の４個のガンマ線検出器の配置を線形的に示す。
【図４】単一の一定半径のガントリの６個のスラットコリメートガンマ線検出器を線形的に示し、スラットコリメートガンマ線検出器の各々は、スラット角位置の選択されたサブセットに亘るデータを取得する。
【図５】単一ガントリＳＰＥＣＴ／ＰＥＴシステムを線形的に示す。
【図６】単一ガントリＳＥＰＣＴ／ＣＴシステムを線形的に示す。
【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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【国際調査報告】
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