(57)【要約】回転層状エミッションカメラが提供される。カメラは検査される対象に対向する放射線を検出する面を有する検出器を含む。検出器は、対象に対向する検出器の面に垂直な中心軸（１０９）の回りに回転する。放射線減衰材料からなるコリメータ（１００）は対象に対向する検出器の面上に配置される。コリメータ（１００）は、軸（１０９）に対してゼロよりも大きい角度（α）で傾斜される複数の離間したスラット（１０２）を含む。
2004513373.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
検査対象に対向し放射線を検出する面を有し、上記対象に対向する面に対して垂直な軸の回りに回転する検出器と、
上記対象に対向する面上に配置される放射線減衰材料から構成され、上記軸に対してゼロよりも大きい角度で傾斜した複数の離間したスラットを含むコリメータとを含む、回転層状エミッションカメラ。
【請求項２】
上記角度はカメラの解像度に反比例する、請求項１記載の回転層状エミッションカメラ。
【請求項３】
上記角度はゼロ度よりも大きく５度以下である、請求項１又は２記載の回転層状エミッションカメラ。
【請求項４】
上記角度は約３度である、請求項１又は２記載の回転層状エミッションカメラ。
【請求項５】
上記スラットは、各スラットの長手方向の両端に２つの丸み付けされた隅を有する薄い矩形の部材であり、上記２つの丸み付けされた隅は、上記対象に対向する面に近いスラットの縁とは反対側にある、請求項１乃至４のうちいずれか一項記載の回転層状エミッションカメラ。
【請求項６】
上記２つの丸み付けされた隅はスラットの高さに略等しい曲率半径を有し、上記スラットの高さはスラットが上記対象に対向する検出器面から外向きに延在する距離によって決められる、請求項５記載の回転層状エミッションカメラ。
【請求項７】
上記スラットは上記対象に対向する上記検出器の面の外側寸法を越えて縦に延在する、請求項１乃至６のうちいずれか一項記載の回転層状エミッションカメラ。
【請求項８】
上記検出器は、
各検出器セグメントが隣接するスラットによって形成される夫々の隙間を通って受信される放射線を検出するよう上記コリメータのスラット間に配置される複数の検出器セグメントを含む、請求項１乃至７のうちいずれか一項記載の回転層状エミッションカメラ。
【請求項９】
上記スラットは上記検出器セグメントの外側寸法を越えて縦に延びる、請求項８記載の回転層状エミッションカメラ。
【請求項１０】
上記スラットは互いに平行である、請求項１乃至９のうちいずれか一項記載の回転層状エミッションカメラ。
【請求項１１】
上記角度は各スラットに対して順次に変化する、請求項１乃至９のうちいずれか一項記載の回転層状エミッションカメラ。
【請求項１２】
撮像される対象が受容される受容領域と、
上記受容領域に対向する面を有する検出器と、
上記検出器と上記撮像される対象との間の相対的な回転を軸回りに与える駆動部とを含み、
上記検出器は、
上記検出器と上記受容領域との間に上記検出器上に配置される放射線減衰材料から作製され、上記受容領域に対向する上記検出器の面に垂直な軸に対してゼロよりも大きい角度で傾斜される複数の離間したスラットを含むコリメータを含む、
核医用撮像装置。
【請求項１３】
上記検出器によって検出される放射線に対応するデータから上記対象の画像表現を再構成するためにラドン変換を用いる画像再構成手段を更に含み、上記画像再構成手段は、上記検出器と上記対象との間の第１の相対的な回転的な向きで捕捉されるデータから上記検出器と上記対象との間の第２の相対的な回転的な向きで捕捉されるデータを差し引き、但し上記第１と第２の相対的な回転的な向きは１８０度離れるものとし、ラドン変換の１次導関数を近似する、請求項１２記載の核医用撮像装置。
【請求項１４】
上記スラットは各スラットの縦方向の両端に２つの丸み付けされた隅を有する薄い矩形の部材であり、上記２つの丸み付けされた隅は上記受容領域に対向する検出器の面に近いスラットの縁とは反対側である、請求項１２又は１３記載の核医用撮像装置。
【請求項１５】
上記スラットは上記受容領域に対向する上記検出器の面の外側の寸法を越えて延びる、請求項１２乃至１４のうちいずれか一項記載の核医用撮像装置。
【請求項１６】
上記放射線検出器は、
各検出器セグメントが隣接するスラットによって形成される各隙間を通って受信される放射線を検出するよう上記コリメータのスラット間に配置される複数の検出器セグメントを含む、請求項１２乃至１５のうちいずれか一項記載の核医用撮像装置。
【請求項１７】
（ａ）放射線検出器を、上記検出器の面に垂直な軸によって決められる方向で撮像される対象に向ける段階と、
（ｂ）上記対象と上記検出器との間の相対的な回転的な向きを上記軸回りに変化させる段階と、
（ｃ）上記対象と上記検出器との間の第１の相対的な回転的な向きで上記検出器によって検出される放射線に基づいて第１のデータ集合を取得する段階と、
（ｄ）上記対象と上記検出器との間の上記第１の相対的な回転的な向きからずらされた第２の相対的な回転的な向きで上記検出器によって検出される放射線に基づいて第２のデータ集合を取得する段階と、
（ｅ）上記第１のデータ集合と上記第２のデータ集合との間の差を決定するよう上記第２のデータ集合から上記第１のデータ集合を差し引く段階とを含む、
核医用撮像方法。
【請求項１８】
上記第１及び第２の相対的な回転的な向きは互いに１８０度ずらされる、請求項１７記載の核医用撮像方法。
【請求項１９】
上記段階（ｅ）において得られる差は、ラドン変換の１次導関数の近似として用いられる、請求項１７又は１８記載の核医用撮像方法。
【請求項２０】
（ｆ）上記段階（ｅ）で得られた上記差の導関数を取る段階と、
（ｇ）上記債の導関数を逆投影する段階とを更に含む、請求項１７乃至１９のうちいずれか一項記載の核医用撮像方法。
【請求項２１】
上記第１及び第２のデータ集合は、１／ｒの重み付けされた面積分を表わし、但し、ｒは検出された放射線事象から上記検出器までの距離を表わす、請求項１７記載の核医用撮像方法。
【請求項２２】
上記第１及び第２のデータ集合は、１／ｒの重み係数が上記段階（ｅ）において無視できるほど小さくなるよう取得される、請求項２１記載の核医用撮像方法。
【請求項２３】
上記検出器によって受信される放射線が、１つの方向に沿って上記軸に対してゼロよりも大きい角度を有する受信軌跡に略制限されるよう上記検出器によって受信される放射線をコリメートする段階を更に含む、請求項１７記載の核医用撮像方法。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
本発明は、核医用撮像の技術に関連する。本発明は、回転する１次元（１Ｄ）スラット・コリメート式ガンマカメラ及びシングル・フォトン・エミッション（ｓｉｎｇｌｅ ｐｈｏｔｏｎ ｅｍｉｓｓｉｏｎ）式コンピュータ断層撮影（ＳＰＥＣＴ）と共に特に利用され、それらについて特に参照して説明する。しかしながら、本発明は例えばポジトロン・エミッション（ｐｏｓｉｔｒｏｎ ｅｍｉｓｓｉｏｎ）式断層撮影（ＰＥＴ）といった他の同様の適用及び他の診断用撮像モードにも適用されうることが認められるべきである。
【０００２】
診断用核撮像では、被検体を受容する検査領域の視野を得るために可動のガントリー上に１以上の放射線検出器が取り付けられる。一般的には、エミッション放射線を発生することが可能な９９ｍＴｃ又は１８Ｆ−フルオロデオキシグルコース（ＦＤＧ）といった１以上の放射線医薬品又は放射線同位体が被検体の中に入れられる。放射線同位体は、画像が生成されるべき関心対象である器官まで進むことが望ましい。検出器は、選択されたパス又は走査軌跡に沿って被検体を走査し、放射線事象は各検出器上で検出される。
【０００３】
従来のシンチレーション検出器では、検出器は、光増倍管のアレイによって見られるシンチレーション結晶を含む。放射線吸収性材料の格子状又は蜂の巣状のアレイを含むコリメータは、シンチレーション結晶とシンチレーション結晶によって受け取られる放射線の受け入れ角度の限界との間に配置される。光増倍管の相対的な出力は、検出される放射線の位置及びエネルギーを示す出力信号を出力するよう処理され補正される。放射線データは、関心領域の画像表現へ再構成される。
【０００４】
いわゆる回転層状エミッションカメラ（ｒｏｔａｔｉｏｎ ｌａｍｉｎａｒ ｅｍｉｓｓｉｏｎ ｃａｍｅｒａ：「ＲＯＬＥＣ」）は、回転層状放射線核種カメラとしても知られており、文献及び従来技術から公知である。テルル化カドミウム（ＣｄＴｅ）検出器を用いた装置は、Ｍａｕｄｅｒｌｉ， ｅｔ ａｌ．， ”Ａ Ｃｏｍｐｕｔｅｒｉｚｅｄ Ｒｏｔａｔｉｎｇ Ｌａｍｉｎａｒ Ｒａｄｉｏｎｕｃｌｉｄｅ Ｃａｍｅｒａ”， Ｊ． Ｎｕｃｌ． Ｍｅｄ ２０：３４１−３４４ （１９７９）及びＥｎｔｉｎｅ， ｅｔ ａｌ．， ”Ｃａｄｍｉｕｍ Ｔｅｌｌｕｒｉｄｅ Ｇａｍｍａ Ｃａｍｅｒａ， ＩＥＥＥ Ｔｒａｎｓａｃｔｉｏｎｓ ｏｎ Ｎｕｃｌｅａｒ Ｓｃｉｅｎｃｅ ， Ｖｏｌ． ＮＳ−２６， Ｎｏ． １：５５２−５５８ （１９７９）に開示されている。１つの変形によれば、装置はタングステン板で隔てられたＣｄＴｅ検出器の線形アレイを含む。板は検出器面に対して垂直に配置され、各検出器の視野を１次元に制限する。装置は、方形（約４ｃｍ×４ｃｍ）の活性領域を有するものであったが、円形のリードマスクにより活性領域が１３．２ｃｍ２まで減らされた。プラチナ箔電極を有する検出器は、コリメータの基部として、また、増幅器・弁別器回路の支持部として作用するプリント回路板に取り付けられる。
【０００５】
２５０ｍｍ×２５０ｍｍの活性領域を有するＲＯＬＥＣは、１９８７年５月１６日にＴｏｓｓｗｉｌｌに交付された米国特許第４，０９０，０８０号で開示された。装置は、検出器の放射線受信面に対して垂直な向きで鋼鉄製の枠体によって支持された平行なコリメータ板の間に配置されたシンチレーションを生じさせるプラスチック・シートを含む。シンチレーションを生じさせる各プラスチック・シートの背面にエポキシ樹脂で接着された光ファイバは、各検出器で発生した光を対応する光電子増倍管へ伝達する。Ｔｏｓｓｗｉｌｌによれば、ＲＯＬＥＣは、その軸を他の湾曲した、又は、他の形態に沿って、又は回転なしに、望ましくは対称性をもって、しかし対称性は必須ではないが、動かすことによって動作される。
【０００６】
セグメント化されたゲルマニウム結晶を用いた装置は、Ｕｒｉｅ， ｅｔ ａｌ．， Ｒｏｔａｔｉｎｇ Ｌａｍｉｎａｒ Ｅｍｉｓｓｉｏｎ Ｃａｍｅｒａ ｗｉｔｈ ＧＥ−ｄｅｔｅｃｔｏｒ， Ｍｅｄ． Ｐｈｙｓ． ８ （６）： ８６５−８７０（１９８１）； ２０ Ｍａｕｄｅｒｌｉ， ｅｔ ａｌ．， Ｒｏｔａｔｉｎｇ Ｌａｍｉｎａｒ Ｅｍｉｓｓｉｏｎ Ｃａｍｅｒａ ｗｉｔｈ ＧＥ−ｄｅｔｅｃｔｏｒ： Ａｎ Ａｎａｌｙｓｉｓ， Ｍｅｄ． Ｐｈｙｓ． ８（６）： ８７１−８７６ （１９８１）； Ｍａｌｍ， ｅｔ ａｌ．， Ａ Ｇｅｒｍａｎｉｕｍ Ｌａｍｉｎａｒ Ｅｍｉｓｓｉｏｎ Ｃａｍｅｒａ， ＩＥＥＥ Ｔｒａｎｓａｃｔｉｏｎｓ ｏｎ Ｎｕｃｌｅａｒ Ｓｃｉｅｎｃｅ， Ｖｏｌ． ＮＳ−２９， Ｎｏ． １： ４６５−４６８ （１９８２）； 及び、Ｍａｕｄｅｒｌｉ， ｅｔ ａｌ．， Ｒｏｔａｔｉｎｇ Ｌａｍｉｎａｒ Ｅｍｉｓｓｉｏｎ Ｃａｍｅｒａ ｗｉｔｈ ＧＥ−ｄｅｔｅｃｔｏｒ： Ｆｕｒｔｈｅｒ Ｄｅｖｅｌｏｐｍｅｎｔｓ， Ｍｅｄ． Ｐｈｙｓ． １４（６）： １０２７−１０３１（１９８７）に記載されている。
【０００７】
第１の形では、１１．５ｍｍ厚の４５ｍｍ×４５ｍｍのセグメント化されたゲルマニウム検出器が検出器の面に垂直に向いた平行なタングステン板の背後に配置される。結晶は複数のチャネルを形成するようセグメント化され、板はセグメントと整列される。４．５ｃｍ直径の見るための開口が検出器と放射線源との間に配置される。検出器・コリメータ組立体がその中心の回りに回転されると共に多数の角度的な向きで捕捉される投影データは、放射線分布の２次元（２Ｄ）画像を形成するよう数学的に再構成される。
【０００８】
第２の形では、別個の電気チャネルへセグメント化された全長２５０ｍｍの５つのゲルマニウムブロックを用いて１９５ｍｍ×１９５ｍｍの検出面積をシミュレートする。検出器は、フルサイズの検出器をシミュレートするよう板の平面に対して垂直な方向に直線的に並進される。
【０００９】
従来のＲＯＬＥＣは、例えば従来のＡｎｇｅｒカメラに対してより良い感度・解像度の比率を有するという幾つかの利点を維持する一方で、幾つかの他の望ましくない限界をかかえていた。例えば、ＲＯＬＥＣによって使用される１次元のコリメーション又はスラットの幾何学形状の種類は画像の再構成に関する問題を与える。特に、従来のＡｎｇｅｒカメラ適用では一般的に線積分再構成の問題が生ずるのに対して、ＲＯＬＥＣ幾何学形状では、面積分再構成の問題が生ずる。更に、幾何学形状は、最初の近似においてのみ面積分を生じさせる。
【００１０】
実際は、検出器の感度が撮像される対象に対して１／ｒの依存性（ただし、ｒは考慮されている放射線事象から検出器までの距離を表わす）を有することを考慮に入れるため、面積分には重み係数が導入されねばならない。即ち、検出器は、一般的には、比較的に近い対象に対して高い感度を有し、遠い対象に対して低い感度を有する。以前に開発されたＲＯＬＥＣは、再構成問題を解決するときに１／ｒの重み係数を単に無視する。以前に開発されたＲＯＬＥＣでは、最初の近似は単に受け入れられるだけであり、即ち、幾何学形状は１／ｒの重み付けなしに面積分を生じさせることが受け入れられる。最終的には、この１／ｒの重み係数又は依存性のモデリングに失敗すること、又は、これらを間違ってモデリングすることにより、生成される画像の質が低下する。
【００１１】
更に、ＲＯＬＥＣは比較的高い効率と空間解像度を有するという利点がある一方で、比較的高価な検出器材料のかなりの量が必要とされるため製造するのに費用がかかるものであった。検出器材料の費用は、多数の比較的小さい検出器セグメントを用いることによって減少されうるが、このようなアプローチは製造工程を複雑にし、個々のセグメントの方法の変化を考慮に入れることを必要とする。更なる欠点は、コリメータのスラットの長さが検出器の視野に等しいことである。これは、更なる検出器、コリメータ、及び構造材料が使用されること、有用な画像情報に寄与しない妨害的なカウントが導入されること、及び、回転構造に更なる質量と大きさが組み込まれることという望ましくない結果を生じさせる。
【００１２】
上述において述べた問題は、少なくとも部分的に、コリメータスラットの長さと比較して小さい検出器面積を用いるＲＯＬＥＣを開発することによって扱われてきた。例えば、共通に所有される１９９８年１２月７日出願のＧａｇｎｏｎ外による米国特許出願第０９／２０６，５０８号を参照のこと。しかしながら、検出器面積がコリメータスラットの長さと比較して小さいとき、１／ｒの重み付けの問題は悪化する。
【００１３】
［発明の概要］
本発明の１つの面によれば、回転層状エミッションカメラは、検査される対象に対向し放射線を検出する面を有する。検出器は、対象に対向する検出器の面に対して垂直な軸の回りに回転する。対象に対向する面上には、放射線減衰材料から構成されるコリメータが配置される。コリメータは、軸に対してゼロよりも大きい角度で傾斜した複数の離間したスラットを含む。
【００１４】
本発明の他の面によれば、核医用撮像装置は、撮像される対象が受容される受容領域と、受容領域に対向する面を有する検出器とを含む。検出器は、検出器と受容領域との間に検出器の前面に配置される放射線減衰材料から作製されるコリメータを含む。コリメータは、受容領域に対向する検出器の面に垂直な中央軸に対してゼロよりも大きい角度で傾斜される複数の離間したスラットを含むコリメータからなる。駆動部は、検出器と撮像される対象との間の相対的な回転を軸回りに与える。
【００１５】
本発明の他の面によれば、核医用撮像方法は、放射線検出器を、上記検出器の面に垂直な軸によって決められる方向で撮像される対象に向ける段階を含む。方法は更に、対象と検出器との間の相対的な回転的な向きを軸回りに変化させる段階を含む。第１のデータ集合は対象と検出器との間の第１の相対的な回転的な向きで検出器によって検出される放射線に基づいて取得され、同様に、第２のデータ集合は、第２の相対的な回転的な向きで検出器によって検出される放射線に基づいて取得される。第２の相対的な回転的な向きは、対象と検出器との間の第１の相対的な回転的な向きからずらされる。最後に、第１のデータ集合と第２のデータ集合との間の差を決定するよう第２のデータ集合から第１のデータ集合を差し引く。
【００１６】
本発明の１つの利点は、測定される放射線データの正しいモデル化によって生ずる高い画質である。
【００１７】
本発明の他の利点は、従来のＡｎｇｅｒカメラと比較して解像度と感度の間の折衷策が改善されることである。
【００１８】
本発明の更なる利点は、外部領域の放射能が特定の局部的な領域中の画像の価値に影響を与えることなく検出器の視野の中で局部的な領域の再構成が正確に行われることである。
【００１９】
本発明の更なる利点及び利益については、当業者が以下の望ましい実施例の詳細な説明を読み理解することにより明らかとなろう。
【００２０】
［望ましい実施例の詳細な説明］
図１を参照するに、撮像又は検査される対象、例えば患者は、台又は支持部Ａに支持される。望ましくは、エミッション放射線を発生することが可能な１以上の放射線医薬品又は放射線同位体が対象の中に入れられる。支持部Ａは、望ましくは、基部１２から片持ち式に取り付けられる薄い比較的放射線透過性のある支持面１０を含む。基部１２は、支持面１０を昇降させ、核カメラガントリーＢに対して長手方向（即ち軸７０に平行）に支持面１０を伸ばしたり引き込んだりするためのモータ（図示せず）を任意に含む。或いは、相対的な長手方向の動きは、ガントリーＢを長手方向に動かすことによって達成されうる。
【００２１】
ガントリーＢは、静止ガントリー部１８と回転ガントリー部３０とを含む。検出器ヘッド２２ａ，２２ｂ及び２２ｃは、検査される対象又は関心となる解剖学的構造が挿入されうる受容領域又は開口を画成する回転ガントリー部３０に取り付けられる。各検出器ヘッド２２は、望ましくは、受容領域中の対象に対向する放射線受信面又は表面２３と、他の検出器ヘッド面の回りの例えば鉛といった放射線減衰材料からなる筐体とを含む。検出器ヘッド２２は、受容領域又は開口を通って長手方向に延びる中央軸７０の回りに回転する回転ガントリー３０に調整可能に取り付けられる。検出器ヘッド２２は、望ましくは、開口に向かうよう又は遠ざかるよう半径方向に、また開口に対して接線方向に、調整可能である。開口の回りの検出器２２の相対的な角度的な位置もまた調整又は変えられうる。ガントリー３０が軸７０の回りを回転すると、回転検出器ヘッド２２は略円形の軌跡を画成し、その厳密な形状は、検出器ヘッド２２がガントリー３０の回転中に放射方向又は接線方向に調整されると共に変化しうる。動作上、検出器ヘッド２２は、望ましくは、複数の異なる角度からのビューを得るよう複数の方向から放射線を監視するために対象の回りで回転又は調節させられる。従来技術で知られているように、放射線データは、検出器ヘッド２２が開口の回りに回転されると共に収集される。データは、回転するガントリー３０が回転すると共に変化する対象の様々な角度的なビューを有する各検出器ヘッド２２の放射線受信面２３に入射する放射線を表わす。最終的には、データは、対象の中に入れられた放射線医薬品又は放射線同位体からの検出された放射線を示す画像を発生するために使用される。
【００２２】
上述においては、３つの検出器ヘッド２２を有する場合について説明したが、更に多い（例えば４つ以上）又は更に少ない（例えば１つ又は２つ）の検出器ヘッドが使用されうる。検出器ヘッド２２は開口の回りに等しい角度的な間隔で配置される必要はなく、様々な異なる形態が実施されうる。また、対象に対して又は対象の回りで検出器ヘッド２２を移動させる必要はなく、検出器ヘッド２２に対して対象を動かすことによって相対的な動きが与えられうる。
【００２３】
当業者は、図１に示す装置構成が、多くの自由度を与える形態の例であることを認識するであろう。もちろん、検出器ヘッドと対象の間、又は、検出器ヘッド同士の間の所望の相対的な動き（動きがあるのであれば）が達成されるかぎり、他の適当な検出器ヘッド、支持部、及びガントリー形態が実施されうる。
【００２４】
図２Ａ及び図２Ｂを参照するに、望ましい実施例では、検出器ヘッド２２の放射線受信面又は表面２３は、検出器ヘッド２２の放射線受信面又は表面２３に対して垂直に向いた望ましくは中心の軸１０９の回りに回転する。望ましくは、検出器ヘッド２２全体が軸１０９の回りに回転する。或いは、各検出器ヘッド２２は、中心軸１０９の回りに回転する回転検出器部分２４を含む。回転検出器部分２４は、検出器ヘッド２２の放射線受信面２３が軸１０９の回りに回転するよう、望ましくは対象又は受容領域に近い検出器ヘッド２２の面の上にある。いずれの場合も、検出器ヘッド２２の対象又は受容領域に対向する面には、望ましくは１以上の放射線検出セグメント又は素子１０６ａ，１０６ｂ，．．．１０６ｎが、検出器ヘッド２２又はその回転部分２３と共に回転するよう配置される。
【００２５】
図３を更に参照するに、各検出器ヘッド２２の検出器素子１０６ａ，１０６ｂ，．．．１０６ｎからの信号は、望ましくは信号調整及びアナログ・ディジタル変換回路１３０によって受信され、メモリ１３２に格納される。モータ駆動部１３４は、放射線受信面２３をそれに対して垂直な望ましくは中心の軸１０９の回りに回転させるモータ１３６を駆動する。回転放射線受信面２３の回転位置又は角度位置を示す信号１３８は、メモリ１３２へ与えられ、検出器素子１０６からのデータはその中に格納される。
【００２６】
交互に、検出器面２３は、放射線データが収集されると共に連続的に軸１０９の回りで回転されるか、又は、検出器面２３を複数のばらばらの角度的な位置で軸１０９の回りで回転可能に位置決め又は調整させると共にデータが収集される。いずれの場合も、再構成プロセッサ１４０は、メモリ１３２にアクセスし、例えばモニタ、フィルム等の表示装置１４２上に人間が読み取り可能な形式で表示するための画像表現へデータを再構成する。
【００２７】
望ましい実施例では、データは２段階処理を用いて再構成プロセッサ１４０によって再構成されうる。第１に、軸１０９の回りの各複数の位置で検出器素子１０６によって受信されたデータは、例えばＡｎｇｅｒカメラといった従来のカメラによって発生されるデータに似た２次元データ集合を作成するよう再構成される。第２に、軸７０の回りの複数の位置で得られた２次元データ集合は、体積画像データを作成するよう再構成される。或いは、データは１段階処理を用いて再構成されえ、その場合、軸１０９及び軸７０の回りの複数の位置の夫々において検出器素子１０６によって受信されたデータが体積画像データを形成するよう直接再構成される。
【００２８】
図４を更に参照するに対象と検出器ヘッド２２との間には、各検出器ヘッド２２の回転放射線受信面２３上に１次元スラットコリメータ１００が配置される。コリメータ１００は、放射線減衰材料から構成又は製造される複数の略矩形の離間したセプタム又はスラット１０２ａ，１０２ｂ，．．．１０２ｎを含む。望ましい実施例では、スラット１０２はタングステンから製造されるが、適当な減衰を与える他の材料が使用されてもよい。
【００２９】
望ましい実施例では、対象又は受容領域に近いスラット１０２の２つの両側の隅１０３は丸くされる（図５Ｂに最も良く示されている）。丸い隅１０３は、望ましくは、スラットの高さＷｚ、例えば５ｃｍに略等しい曲率半径を有する。このようにして隅を滑らかにすることにより、スラットの高さ及び／又は幅に依存する解像度の変化もまた滑らかにされうる。
【００３０】
スラット１０２の間の間隔は、幅Ｇを有する複数のスラット又は隙間１０４ａ，１０４ｂ，．．．１０４ｎを画成する。各セプタムは、セプタムが面２３から延出する距離によって決められる高さＷｚと、略矩形のセプタムの長い寸法によって決められる縦の又は横の寸法Ｗｙと、Ｇ、Ｗｚ、及び／又は、Ｗｙに比較して小さい厚さＷｘとを有する。スラット１０２の前縁１０７ａは受容領域に対向し、後縁１０７ｂは検出器ヘッド２２の放射線受信面２３に近い。スラット１０２が互いに平行な部分では、スラット１０２の向きに対して横方向の視野１１０（ＦＯＶ）はスラット１２０の数を間隔で乗算したものに対応する。
【００３１】
望ましい実施例では、各放射線感応検出器素子１０６ａ，１０６ｂ，．．．１０６ｎは、夫々の隙間１０４ａ，１０４ｂ，．．．１０４ｎで受信される放射線を検出するよう配置される。任意に、各検出器セグメント又は素子１０６ａ，１０６ｂ，．．．１０６ｎは、横の寸法Ｃｙ、厚さＣｘ、及び高さＣｚを有する。検出器素子１０６ａ，１０６ｂ，．．．１０６ｎは、望ましくは、スラット１０２の横の寸法Ｗｙの中点を中心として配置されるが、そこからはずれて配置されてもよい。１つの実施例では、検出器素子１０６ａ，１０６ｂ，．．．１０６ｎは、フォトダイオード又は他の適当な光検出器と光学的に伝達しあうヨウ化セシウム（ＣｓＩ）又はヨウ化ナトリウム（ＮａＩ）といったシンチレーションを生じさせる材料から製造される。テルル化亜鉛カドミウム（ＣｄＺｎＴｅ）といった半導体検出器材料もまた使用されうる。特定の用途の要件に応じて、シリコン（Ｓｉ）、ゲルマニウム（Ｇｅ）、テルル化カドミウム（ＣｄＴｅ）、Ｈｇｌ２、ヒ化ガリウム（ＧａＡｓ）、硫化ビスマス（Ｂｉ２Ｓ３）、Ｐｂ１２、ＧａＳｅ、ＡｌＳｂ又はＣｄＳｅもまた使用されうる。
【００３２】
１つの望ましい実施例では、寸法ＣｙはＷｙよりも小さい。即ち、略矩形のスラット１０２の長い寸法Ｗｙは放射線受信面２３の外側寸法Ｃｙを越えて延びる。或いは、検出器セグメント１０６ａ，１０６ｂ，．．．１０６ｎの横の寸法Ｃｙはスラット１０２の横の寸法Ｗｙと略同じである。更に、他の実施例では、複数の検出器セグメント１０６ａ，１０６ｂ，．．．１０６ｎは、全てのコリメータスラット１０２に亘って広がる単一の検出器素子、又は、夫々が多数のコリメータスラット１０２に亘って広がる少ない数の検出器素子によって置き換えられうる。単一の検出器素子又は多数のスラット１０２に亘って広がる検出器素子の場合、隣接するスラット１０２間の隙間１０４に配置される各素子の活性面積は放射線データを収集又は捕捉するときに別々にサンプリングされる。
【００３３】
図５Ａに最も良く示されるように、スラット１０２は、軸１０９に対してゼロのよりも大きい角度αで傾斜する。スラット１０２は、望ましくは（図示するように）互いに対して平行であるが、任意に順次に変化する傾斜角度を有してもよい（即ち、いわゆる１次元ファンビーム形態）。角度αは任意に調整可能である。望ましい実施例では、角度αはカメラの解像度又は所望の撮像解像度に反比例するよう選択される。望ましくは、角度αはゼロ度よりも大きく、５度以下である。更に望ましくは、角度αは０．２５度に略等しい。このようにスラット１０２を傾斜させることにより、従来技術について上述した１／ｒ重み係数又は依存性は、以下説明するように再構成のための考慮に入れられる。特に、最初は再構成の解の中にモデル化される１／ｒ重み係数は、打ち消しによってなくされる。
【００３４】
ここで更に図６を参照して、３次元（３Ｄ）断層撮影法による画像再構成のための典型的なデータ捕捉について説明する。望ましい実施例では、各検出器ヘッド２２の放射線受信面２３の相対的な動きは２つの部分へ分解される。分解される動きの第１の部分は、各検出器の重心が軸７０の回りを、従ってここでは患者２００によって表わされる対象の回りを回転又は調整されるよう、回転ガントリー３０の回転によって達成される。複数の典型的な角度中心の位置は、参照番号２１０によって示される。各重心位置２１０において、患者２００の「ＳＰＥＣＴビュー」が得られる。各ＳＰＥＣＴビューは、ＳＰＥＣＴ角度と称する軸７０回りの相対的な角度的な重心位置２１０によって定義されうる。望ましくは、３Ｄ画像再構成のために、１８０度のＳＰＥＣＴビューが収集又は捕捉される。
【００３５】
分解された動きの第２の部分については、各ＳＰＥＣＴ角度において、検出器ヘッド２２の放射線受信面２３は、モータ１３６を介してその中心の垂直軸１０９の回りに回転又は調整される。望ましくは、面２３は、従来技術においてサイノグラムとして知られるものを発生するために３６０度回転される。サイノグラムは、水平軸がＦＯＶ１１０の方向に沿った投影データの線形位置を表わし、垂直軸が軸１０９回りの面２３のスピン角度φを表わすマトリックス中に配置される測定された投影データである。各スピン角度φにおいて、発生されるデータは１／ｒで重み付けされた面積分の値の１次元ベクトルである。
【００３６】
再構成プロセッサ１４０は、修正ラドン変換を用いて適当な画像再構成を実行する。従来技術で周知のラドン変換は、測定されたデータの２次の導関数を１次元で取り、次に処理されたデータを３次元で逆投影する。各ＳＰＥＣＴビューにおいて、ここで用いられる修正ラドン変換は、１次導関数の推定として、１８０度離れたスピン角度φで得られるサイノグラムデータ間の差を用いる。２次導関数は、上述の差の導関数を取ることによって評価される。２次導関数は、３Ｄ再構成を得るために逆投影されうる。
【００３７】
更に特定的には、更に図７Ａを参照して、本発明による画像再構成についての数学的な裏付けについて説明する。例として、撮像される対象は円筒座標系では関数ｆ（ｒ，θ，ｚ）で表わされ、ｚ軸はＦＯＶ１１０の方向に延びる検出器の放射線受信面２３上の中心軸である。一般性を失うことなく、ｚ＝０における１つの検出セル（例えば１つの放射線検出素子１０６）について考える。
【００３８】
スラットがいわゆる「上」向きに軸１０９に対して角度αで傾斜される第１のスピン角度φｕｐでは（図７Ｂ参照）、測定される１／ｒで重み付けされる面積分は、
【００３９】
【数１】
2004513373.tif 000003
で与えられる。ψｕｐから１８０度ずらされた第２のスピン角度φｄｏｗｎでは、スラット１０２は第１のスピン角度での傾斜に対して丁度逆の方向に（即ちいわゆる「下」向きに）軸１０９に対してαだけ傾斜され（図７Ｃ参照）、測定される１／ｒで重み付けされる面積分は、
【００４０】
【数２】
2004513373.tif 000004
で与えられる。式（１）及び（２）で表わされる２つの測定の間の差を評価することにより、
【００４１】
【数３】
2004513373.tif 000005
が与えられる。即ち、αが十分に小さければ、式（３）は、
【００４２】
【数４】
2004513373.tif 000006
と近似すること、又は、書き直すことができ、又は等価に、ｘ，ｙ，ｚデカルト座標系では、式（４）は、
【００４３】
【数５】
2004513373.tif 000007
で与えられる。
【００４４】
このようにして、１／ｒの重み係数は、元々はモデル化され及び／又は測定において考慮に入れられるが、除去又は打ち消され、結果として得られる関数ｇ（ｚ）は通常の面積分の導関数である。
【００４５】
尚、傾斜角度αは、１８０度逆のスピン角度φｕｐ及びφｄｏｗｎで得られるサイノグラム測定値が区別されうるほど大きいべきであり、即ち、ｇｕｐ−ｇｄｏｗｎは０であってはならない。更に、αは、式（３）から式（４）を導く近似が適度に正確であるよう十分に小さいべきであり、即ち差ｇｕｐ−ｇｄｏｗｎは、ｚ軸の方向のサイノグラムベクトルの導関数であると想定できる。
【００４６】
次に、ｇ’（ｚ）、即ちｇ（ｚ）の導関数が評価される。任意に、ｇ’（ｚ）は、以下の式、
【００４７】
【数６】
2004513373.tif 000008
を用いて評価される。
【００４８】
最後に、ｇ’（ｚ）を逆投影することにより３Ｄ画像が再構成されうる。望ましい実施例では、各ＳＰＥＣＴビューにおいて、ｇ’（ｚ）は２次元で逆投影され、２次元中間「投影」画像ＰΘを形成し、Θは、２次元中間投影画像ＰのＳＰＥＣＴ角度を表わす添え字である。任意に、ｇ’（ｚ）の各逆投影はｓｉｎ（β）関数で重み付けされ、βは軸７０（即ちＳＰＥＣＴ軸）と夫々のｇ’（ｚ）が評価されるスピン角度との間の相対的な角度である。これは、検出器ヘッド２の放射線受信面２３の回転するｚ軸がＳＰＥＣＴ角度と略平行であるときに生じうる望ましくないオーバーサンプリングを減少させる。面２３を軸１０９の回りで調整するとき、ｓｉｎ（β）の重み付けは、ｚ軸がＳＰＥＣＴ角度と平行な状態に近づくにつれサンプリング角度を順次に増加させることによって達成されうる。或いは、面２３を軸１０９の回りに連続的に回転させるとき、ｓｉｎ（β）の重み付けは、ｚ軸がＳＰＥＣＴ角度と平行な状態に近づくにつれ捕捉時間を順次に減少させることによって達成されうる。
【００４９】
いずれの場合も、各ＰΘは、ＳＰＥＣＴ角度Θにおける２Ｄ平行ビーム投影データとして扱われることが望ましい。従って、ＰΘは、次にスライス毎に２次元で逆投影されうる。その後、最終的な３Ｄ画像ボリュームを得るために、２Ｄスライスは互いに隣接する順序で積層される。
【図面の簡単な説明】
【図１】
本発明による典型的な核撮像装置を示す図である。
【図２Ａ】
本発明による他の検出器ヘッドの表面を示す図である。
【図２Ｂ】
本発明による他の検出器ヘッドの表面を示す図である。
【図３】
本発明によるデータ調整及び処理要素と図１の核撮像装置の検出器ヘッドとの間の機能的な関係を示す図である。
【図４】
本発明による１次元スラット・コリメータを示す斜視図である。
【図５Ａ】
本発明による図４の１次元スラット・コリメータを含む検出器ヘッド組立体を示す表面図である。
【図５Ｂ】
図５Ａの検出器ヘッド組立体を５Ｂ−５Ｂ線に沿って見た端面図である。
【図６】
本発明による図１の核撮像装置を用いたデータの捕捉について示す図である。
【図７Ａ】
本発明による典型的な再構成座標系を示す図である。
【図７Ｂ】
本発明による検出器ヘッドの放射線受信面の１８０°逆のスピン角度でコリメータスラットの傾斜を示す図である。
【図７Ｃ】
本発明による検出器ヘッドの放射線受信面の１８０°逆のスピン角度でコリメータスラットの傾斜を示す図である。
【図３】
2004513373.tif 000009
【図４】
2004513373.tif 000010
【図６】
2004513373.tif 000011
【図７Ａ】
2004513373.tif 000012
【図７Ｂ】
2004513373.tif 000013
【図７Ｃ】
2004513373.tif 000014
【国際公開パンフレット】
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2004513373.tif 000016
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2004513373.tif 000018
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2004513373.tif 000040
2004513373.tif 000041
【国際公開パンフレット（コレクトバージョン）】
2004513373.tif 000042
【国際公開パンフレット（コレクトバージョン）】
2004513373.tif 000043
【国際調査報告】
2004513373.tif 000044
2004513373.tif 000045
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2004513373.tif 000047
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