(57)【要約】  イメージングシステム１０２は、ガンマ放射線及びＸ線放射線を検出する第１の層１１０１と、ガンマ放射線のみを検出する第２の層１１０Ｎと、を有するリング１０６を具備する検出器アレイ１０４を有し、第１及び第２の層は、同心の閉じたリングである。方法は、ＰＥＴモードでのイメージングに応答して２重層検出器の第１の層によりガンマ放射線を検出するステップと、ＰＥＴモードでのイメージングに応答して２重層検出器の第２の層によりガンマ放射線を検出するステップと、第１及び第２の層により検出される放射線によりＰＥＴ画像データを生成するステップと、を含む。方法は更に、ＣＴモードのイメージングに応答して第１の層によりＸ線放射線を検出するステップと、第１の層により検出される放射線によりＣＴ画像データを生成するステップと、を含む。方法は更に、画像データを表示するステップを含む。イメージングシステムは、ＰＥＴ／ＣＴの両方のイメージングのための単一ガントリを可能にする。
2018527981.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
少なくとも１つの検出器リングを有する放射線感受性検出器アレイを有し、
前記検出器リングは、
ガンマ放射線及びＸ線放射線を検出し、検出されたガンマ放射線及びＸ線放射線を表す信号を生成する第１の層と、
ガンマ放射線のみを検出し、検出されたガンマ放射線を表す信号を生成する第２の層と、
を有し、
前記第１の層及び前記第２の層が、前記少なくとも１つの検出器リングの同心のリングである、イメージングシステム。
【請求項２】
単一のガントリを更に有し、
同心の前記第１及び前記第２の層を有する前記少なくとも１つの検出器リングが、前記単一のガントリに配置されている、請求項１に記載のイメージングシステム。
【請求項３】
前記第１の層によって検出されたガンマ放射線、前記第１の層によって検出されたＸ線放射線、及び前記第２の層によって検出されたガンマ放射線を表す信号を処理する信号プリプロセッサを更に有する、請求項１又は２に記載のイメージングシステム。
【請求項４】
前記第１の層によって検出されたガンマ放射線、前記第１の層によって検出されたＸ線放射線及び前記第２の層によって検出されたガンマ放射線を表す処理された信号を、再構成し、ポジトロンエミッショントモグラフィ（ＰＥＴ）及びコンピュータトモグラフィ（ＣＴ）画像データを生成する再構成器を更に有する、請求項３に記載のイメージングシステム。
【請求項５】
信号プリプロセッサが、
ＰＥＴエネルギー閾値の予め決められた組に基づいて、前記第１の層によって検出されたガンマ放射線を、ＰＥＴエネルギービンの予め決められた組にビニングし、
ＣＴエネルギー閾値の予め決められた組に基づいて、前記第１の層によって検出されたＸ線放射線を、ＣＴエネルギービンの予め決められた組にビニングする、請求項１乃至４のいずれか１項に記載のイメージングシステム。
【請求項６】
前記信号プリプロセッサが、前記ＰＥＴエネルギービンの組の５１１ｋｅＶ光子の位置を、前記第２の層の対応するピクセルロケーションに外挿する、請求項５に記載のイメージングシステム。
【請求項７】
前記信号プリプロセッサは、前記ＰＥＴエネルギービンの組からのエネルギー情報及びＰＥＴ及びＣＴのタイミング情報を利用して、部分的に前記第１の層において及び部分的に前記第２の層において吸収されたコンプトン光子を合計して、前記第２の層の対応するピクセルロケーションに関する５１１ｋｅＶ光子を与える、請求項５又は６に記載のイメージングシステム。
【請求項８】
前記信号プリプロセッサは、前記第２の層によって検出されたガンマ放射線に基づいて、ラインオブレスポンスに沿った同時ガンマ対を識別する、請求項５乃至７のいずれか１項に記載のイメージングシステム。
【請求項９】
前記信号プリプロセッサは、前記ラインオブレスポンスに沿った同時ガンマ対のロケーションを算出する、請求項８に記載のイメージングシステム。
【請求項１０】
前記再構成器は、ＣＴエネルギービンの組の予め決められた１つからの、前記第１の層によって検出されたＸ線放射線を再構成する、請求項１乃至９のいずれか１項に記載のイメージングシステム。
【請求項１１】
前記第１の層が、直接変換材料を有し、前記直接変換材料は、テルル化カドミウム亜鉛、複数のシリコンストリップ又は固体ガーネットを含む、請求項１乃至１０のいずれか１項に記載のイメージングシステム。
【請求項１２】
前記第１の層が、直接変換材料を有し、前記直接変換材料が、それに埋め込まれるシンチレーション材料の量子ドットを有するカプセル化材料を有する、請求項１乃至１０のいずれか１項に記載のイメージングシステム。
【請求項１３】
前記第１の層が、フォトセンサに光学的に結合されるシンチレータを有する、請求項１乃至１０のいずれか１項に記載のイメージングシステム。
【請求項１４】
前記Ｘ線放射線源は、ＰＥＴデータを取得するために検査領域の外に移動され、ＣＴデータを取得するために前記検査領域の中に移動される、請求項１乃至１３のいずれか１項に記載のイメージングシステム。
【請求項１５】
ＰＥＴスキャンの場合は検査領域から外に移動され、ＣＴスキャンの場合は前記検査領域の中に移動される散乱防止グリッドを更に有する、請求項１乃至１４のいずれか１項に記載のイメージングシステム。
【請求項１６】
ＰＥＴモードでのイメージングに応答して、２重層ＰＥＴ／ＣＴ検出器の第１の層によりガンマ放射線を検出するステップと、
ＰＥＴモードでのイメージングに応答して、２重層ＰＥＴ／ＣＴ検出器の第２の層によりガンマ放射線を検出するステップと、
前記第１及び前記第２の層によって検出されたガンマ放射線によりＰＥＴ画像データを生成するステップと、
ＣＴモードでのイメージングに応答して、２重層ＰＥＴ／ＣＴ検出器の前記第１の層によりＸ線放射線を検出するステップと、
前記第１の層により検出されたＸ線放射線によりＣＴ画像データを生成するステップと、
ＰＥＴ画像データ及びＣＴ画像データを視覚的に表示するステップと、
を含む方法。
【請求項１７】
前記第１の層によって検出されたガンマ放射線を、５１１ｋｅＶを含むエネルギービンにエネルギービニングするステップと、
エネルギービニングされたガンマ放射線からの５１１ｋｅＶの光子の位置を、前記第２の層のピクセルロケーションに外挿するステップと、
を更に含む、請求項１６に記載の方法。
【請求項１８】
前記第１の層によって検出されたガンマ放射線を、１２０ｋｅＶ乃至４８０ｋｅＶのウィンドウを有するエネルギービンにエネルギービニングするステップと、
エネルギービニングされたガンマ放射線に基づいて、前記第１の層に吸収されるスプリットしたコンプトン光子を識別するステップと、
前記第１及び前記第２の層のタイミング情報に基づいて、前記第１の層に吸収され識別されたスプリットしたコンプトン光子を、前記第２の層に吸収されたスプリットしたコンプトン光子の残りの部分と合計し、前記第２の層のピクセルの５１１ｋｅＶ光子とするステップと、
を更に含む、請求項１６又は１７のいずれか１項に記載の方法。
【請求項１９】
１０ｋｅＶから１２０ｋｅＶまでのエネルギーレンジにわたるエネルギービンの予め決められた組に、前記第１の層によって検出されたＸ線放射線をエネルギービニングするステップと、
前記エネルギービンの組の中の少なくとも１つのビンにエネルギービニングされたＸ線放射線を選択的に再構成するステップと、
を更に含む、請求項１６乃至１８のいずれか１項に記載の方法。
【請求項２０】
前記ＰＥＴ画像データに前記ＣＴ画像データを重ね合せるステップを更に含む、請求項１６乃至１９のいずれか１項に記載の方法。
【請求項２１】
複数の検出器モジュールを有する少なくとも１つのリングを有し、各検出器モジュールが、複数の検出器を有し、
各検出器が、
ガンマ放射線及びＸ線放射線を検出し、検出されたガンマ放射線及びＸ線放射線を示す信号を生成する複数の第１のピクセルを有する第１の層と、
ガンマ放射線のみを検出し、検出されたガンマ放射線を示す信号を生成する複数の第２のピクセルを有する第２の層と、
を有し、前記第１及び前記第２の層が、一方の層の上に他方の層をのせて垂直方向に、入射ガンマ放射線及びＸ線放射線の方向に、スタックされる、イメージング検出器アレイ。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、概して、イメージング検出器に関し、特に、イメージング検出器によりガンマ線及びＸ線の両方を検出するように構成されるハイブリッドポジトロンエミッション（ＰＥＴ）／コンピュータトモグラフィ（ＣＴ）イメージング検出器に関する。
【背景技術】
【０００２】
ポジトロンエミッショントモグラフィ（ＰＥＴ）イメージングは、身体に注入される放射性同位元素の分布の３次元（３Ｄの）トモグラフィック画像を生成し表示する機能イメージングモダリティである。ＰＥＴ画像は、同位体分布の定量的な表現を提供するが、それらは、同位体が分布される周囲組織の解剖学的構造についての構造的情報に欠ける。コンピュータトモグラフィ（ＣＴ）イメージングは、解剖学的組織の構造的情報を有する３Ｄトモグラフィック像を生成する。ＰＥＴ及びＣＴ画像は、解剖学的な座標系により機能情報を提供するために、組み合わせられる（例えば、オーバレイされる、融合される、その他）。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００３】
ＰＥＴ及びＣＴデータセットは、スタンドアロンのＰＥＴガントリ及びスタンドアロンのＣＴガントリによって個別に取得されることができる。ＰＥＴ及びＣＴデータセットは、ＰＥＴガントリ部分及びＣＴガントリ部分の両方を有する単一システムにより取得されることもできる。この構成の場合、ＰＥＴ及びＣＴガントリ部分は、スキャニング軸に沿って互いから離れて物理的に間隔をあけて配置され、別個の個別のイメージング平面を有する。ＰＥＴ及びＣＴガントリ部分は、スキャンとスキャンの間に被検体又は対象を一方のガントリ部分から他方のガントリ部分へ移動させることにより、連続的に用いられ、ＰＥＴデータセットがＣＴガントリ部分によって取得されず、ＣＴデータセットがＰＥＴガントリ部分によって取得されないという点で、ＰＥＴデータセット及びＣＴデータセットは独立に取得される。
【０００４】
残念ながら、上述した構成を用いる場合、ＰＥＴスキャンとＣＴスキャンとの間の自発的な及び／又は非自発的な患者移動は、組み合わせられるＰＥＴ画像及びＣＴ画像の誤った位置合わせを生じさせることがある。更に、患者は、ＰＥＴスキャンとＣＴスキャンの間に一方のガントリ／ガントリ部分から他方のガントリ／ガントリ部分へと移動され、これは、全体のスキャン時間を増大させる。更に、スタンドアロンの接続されたシステムは、２つの別個のガントリ／ガントリ部分及び各ガントリ部分のための支持ハードウェアを必要とし、各々が、製造及び／又はサービスの複雑さ及び／又はコストを増大する。
【０００５】
本出願の見地は、上述した問題及びその他に対処する。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
１つの見地によれば、イメージングシステムは、少なくとも１つのリングを有する放射線感受性検出器アレイを有する。少なくとも１つのリングは、ガンマ放射線及びＸ線放射線を検出し、検出されたガンマ放射線及びＸ線放射線を表す信号を生成するように構成される第１の層と、ガンマ放射線のみを検出し、検出されたガンマ放射線を表す信号を生成するように構成される第２の層と、を有する。第１及び第２の層は、少なくとも１つのリングの同心の閉リングである。
【０００７】
別の見地において、方法は、ＰＥＴモードのイメージングに応答して、２重層ＰＥＴ／ＣＴ検出器の第１の層によりガンマ放射線を検出するステップと、ＰＥＴモードのイメージングに応答して、２重層ＰＥＴ／ＣＴ検出器の第２の層によりガンマ放射線を検出するステップと、第１及び第２の層によって検出されるガンマ放射線によりＰＥＴ画像データを生成するステップと、を含む。方法は更に、ＣＴモードのイメージングに応答して、２重層ＰＥＴ／ＣＴ検出器の第１の層によりＸ線放射線を検出するステップと、第１の層により検出されるＸ線放射線によりＣＴ画像データを生成するステップと、を含む。方法は更に、ＰＥＴ画像データ及びＣＴ画像データを視覚的に表示するステップを更に含む。
【０００８】
別の見地において、イメージング検出器アレイは、複数の検出器モジュールを有する少なくとも１つのリングを有し、各々の検出器モジュールは、複数の検出器を有し、各々の検出器は、ガンマ放射線及びＸ線放射線を検出し、検出された放射線を表す信号を生成するように構成される複数の第１のピクセルを有する第１の層と、ガンマ放射線のみを検出し、検出されたガンマ放射線を表す信号を生成するように構成される複数の第２のピクセルを有する第２の層と、を有する。第１おび第２の層は、一方の層が他方の層の上に載せられ垂直方向に、入射ガンマ放射線及びＸ線放射線の方向に、スタックされる。
【０００９】
本発明の更に別の見地は、以下の詳細な説明を読み理解することにより当業者に認識されるであろう。
【００１０】
本発明は、さまざまなコンポーネント及びコンポーネントの取り合わせ並びにさまざまなステップ及びステップの取り合わせの形を取りうる。図面は、好適な実施形態を示すためにだけあり、本発明を制限するものとして解釈されるべきでない。
【図面の簡単な説明】
【００１１】
【図１】ハイブリッドＰＥＴ／ＣＴイメージング検出器を有する例示のイメージングシステムを概略的に示す図。
【図２】直接変換ベースのハイブリッドＰＥＴ／ＣＴイメージング検出器の例を概略的に示す図。
【図３】シンチレータ／フォトセンサベースのハイブリッドＰＥＴ／ＣＴイメージング検出器の例を概略的に示す図。
【図４】Ｘ線放射線源及び散乱防止グリッドを支持する移動可能な支持体を概略的に示す正面図。
【図５】Ｘ線放射線源及び散乱防止グリッドが検査領域の外側にある図４の構成を概略的に示す側面図。
【図６】Ｘ線放射線源及び散乱防止グリッドが検査領域の内側にある図４の構成を概略的に示す側面図。
【図７】Ｘ線源の別の構成の例を概略的に示す図。
【図８】本願明細書における一実施形態による例示の方法を示す図。
【発明を実施するための形態】
【００１２】
図１は、ハイブリッドＰＥＴ／ＣＴスキャナ１０２を概略的に示す。
【００１３】
検出器アレイ１０４は、ｚ軸に沿って互いに対して配置される１又は複数の検出器リング１０６を有する。各々の検出器リング１０６は、検査領域１０８を囲むアパーチャを有する。図示される検出器リング１０６は、内側層１１０１、…及び外側層１１０Ｎを有する少なくとも２つの層１１０を有し、ここでＮは正の整数である。内側層１１０１及び外側層１１０Ｎは、それぞれ閉リングであり、ｘ−ｙ平面において互いに対し同心に配置される。図示される実施形態において、検出器アレイ１０４及びゆえに層１１０１及び１１０Ｎは、単一のＰＥＴ／ＣＴガントリ１００に配置される。
【００１４】
１つの例において、層１１０は、複数のモジュール１１２を有し、各々のモジュール１１２は、複数の検出器１１４を有し、各々の検出器１１４は、内側及び外側層１１０１及び１１０Ｎのサブ部分を有する。この例において、個別のモジュール１１２は、検出器リング１０６を構成するようにハイブリッドＰＥＴ／ＣＴスキャナ１０２に取り付けられる。検出器１１４は、予め決められたエネルギー帯の放射線を検出し、検出した放射線を表す信号を生成し出力するように構成される第１及び第２の層１１０１及び１１０Ｎのピクセル１１６及び１１８を有する。後で詳しく述べるように、内側層１１０１は、同一のピクセル１１６によりガンマ線及びＸ線の両方を検出する単一層として構成され、外側層１１０Ｎは、ピクセル１１８によりガンマ線のみを検出するように構成される。
【００１５】
ＣＴイメージングの場合、内側層１１０１のみが、Ｘ線放射線を検出するために活性化される。ＰＥＴイメージングの場合、内側層１１０１及び外側層１１０Ｎの両方が、ガンマ放射線を検出するために活性化される。こうして、内側層１１０１によって光電的に減衰される５１１ｋｅＶの光子及び／又は内側層１１０１において堆積されるコンプトン散乱のガンマ線からのエネルギーが、検出され、外側層１１０Ｎからの出力と組み合わせられることができる。これは、内側層１１０１におけるガンマ線吸収によるデータ損失を軽減することができる。更に、内側層１１０１が全体のガンマ減衰に寄与するので、外側層１１０Ｎの幅が低減されることができる。こうして、コストが、ＰＥＴ情報の損失なしに低減されることができる。
【００１６】
ここに記述される検出器アレイ１０４は、更に、別個の独立したＰＥＴ及びＣＴ検出器モジュールを有するシステムと比べて、製造及び／又はサービス複雑さ及びコストを低減することができる。例えば、検出器１１４は、モジュール１１２にアセンブルされて、構築されることができ、スキャナ１０２の全体は、１つのアセンブリライン上で１つの設備においてアセンブルされることができる、
【００１７】
これは、構造及びアセンブリを簡略化し、ロジスティック利益を提供する。更に、ＰＥＴスキャンとＣＴスキャンとの間の患者移動が軽減されるので、位置合わせの最中のＰＥＴ画像及びＣＴ画像のアライメントが改善されることができ、これは更に、全体のスキャン時間を低減することができる。
【００１８】
Ｘ線放射線源１２０は、検査領域１０８を横切るＸ線放射線を生成し送出するように構成される。Ｘ線は、２０ｋｅＶから１２０ｋｅＶまでの帯域のエネルギーを有する放射線を含む。後で詳しく述べるように、Ｘ線放射線源１１２は、スキャナ１０２に固定的に又は可動に（回転可能に及び／又は並進可能に）結合されることができる。ガンマ放射線は、検査領域１０８内の薬剤の放射性同位元素の放射性崩壊１２２の間、ポジトロン消滅イベントにより放出され、検査領域１０８を横切る。ガンマ線は、１２０ｋｅＶから５２０ｋｅＶまでのエネルギー帯のエネルギーを有する放射線を含む。
【００１９】
図示される実施形態において、散乱防止グリッド１２４が用いられる。散乱防止グリッド（ＡＳＧ）１２４は、内側層１１０１の放射線を受ける正面に隣るように配置される。
【００２０】
１つの例において、散乱防止グリッド１２４は、散乱Ｘ線放射線を減衰させるＸ線吸収材料（例えば、リード、タングステン、その他）を有する隔壁を有する。後で詳しく述べるように、散乱防止グリッド１２４は、円弧又は閉じたリングとして構成され、検査領域１０８に対して固定され又は（回転方向に及び／又は並進方向に）移動可能である。別の実施形態において、散乱防止グリッド１２４は省かれる。
【００２１】
信号前処理回路１２６は、検出器アレイ１０４からの信号を処理する。内側層１１０１に関して、これは、関心のある予め決められたエネルギー閾値の組に基づいて、検出されたガンマ及び／又はＸ線放射線をエネルギー弁別し、ビニングすることを含む。例えば、検出されたガンマ線は、ＰＥＴイメージングの最中、例えば１２０−４８０ｋｅＶ及び４８０−５２０ｋｅＶのようなエネルギービンにビニングされることができ、検出されたＸ線は、ＣＴイメージングの最中、例えば０−４０ｋｅＶ、４０−８０ｋｅＶ及び８０−１２０ｋｅＶのようなエネルギービンにビニングされることができる。他のビン数及び／又はビン幅もまたここに企図される。
【００２２】
ＰＥＴモードの場合、前処理回路１２６は、ラインオブレスポンス（ＬＯＲ）に沿って時間的に同時（又はほぼ同時）に検出される光子を識別することによって、外側層１１０Ｎにおいて検出された同時ガンマ対を識別し、それを表すイベントごとのデータ又はリストモードデータを生成する。データは更にタイムオブフライト（ＴＯＦ）情報を有することができ、これは、前処理回路１２６が、ＬＯＲに沿ったイベントのロケーションを算出することを可能にする。
【００２３】
ＰＥＴモードの場合、前処理回路１２６は、内側層１１０１によって検出された５１１ｋｅＶの光子の位置（例えば上述の例のエネルギービン４８０−５２０ｋｅＶからのもの）を、第２の層１１０Ｎの対応するＰＥＴピクセルに外挿する。更に、前処理回路１２６は、コンプトン散乱されるガンマ線について、例えば上述の例のエネルギービン１２０−４８０ｋｅＶからのエネルギー情報及び対応するタイミングを利用して、コンプトン効果でスプリットした光子を合計し、それらの元の５１１ｋｅＶのエネルギーレベルに戻す。これらのイベントは、第２の層１１０Ｎの対応するＰＥＴピクセルに割り当てられる。
【００２４】
再構成器１２８は、検出器１０４の出力から、ＰＥＴ及びＣＴボリュメトリック画像データ及び／又は画像を再構成するように構成される。ＰＥＴの場合、これは、外側層１１０Ｎにマップされた内側層１１０１からのＰＥＴデータとともに、外側層１１０Ｎからのデータを再構成することを含む。ＣＴの間、これは、スペクトル（エネルギー依存）イメージングのための１又は複数の特定のエネルギービンからのデータを選択的に再構成し、及び／又はＣＴビンの全てからデータを組み合わせ、ＣＴエネルギースペクトルにわたる通常のＣＴ画像データを再構成することを含む。再構成器１２８は、単一の再構成器でありえ、又はＰＥＴ再構成器及びＣＴ再構成器を有することができる。
【００２５】
コンピュータは、オペレータコンソール１３０として構成され、モニタ又はディスプレイのような人間可読の出力装置及びキーボード及びマウスのような入力装置を有する。オペレータコンソール１３０に常駐するソフトウェアは、、例えばグラフィカルユーザインタフェース（ＧＵＩ）を通じて又は他のやり方で、オペレータがハイブリッドＰＥＴ／ＣＴスキャナ１０２とインタラクトすることを可能にする。このインタラクションは、イメージングモード（例えばＰＥＴモード及び／又はＣＴモード）を選択すること、スキャニングを起動すること、などを含むことができる。被検体支持体１３２は、検査領域１０８における被検体又は対象を支持する。
【００２６】
図２は、２層（Ｎ＝２）リング１０６に関するモジュール１１８の例を概略的に示す。
【００２７】
内側層１１０１は、ＰＥＴ／ＣＴ直接変換材料２０２を有し、ＰＥＴ／ＣＴ直接変換材料２０２は、吸収される入射ガンマ及び／又はＸ線放射線を、吸収される入射ガンマ及び／又はＸ線放射線のエネルギーを表すピーク高さを有する電気信号（例えば電圧又は電流パルス）に直接的に変換する。適切な直接変換材料の例は、テルル化カドミウム亜鉛（ＣＺＴ）、シリコンストリップ及び／又は他の材料を含む。ＰＥＴ／ＣＴ直接変換材料２０２における減衰は、定量化可能であり、直接変換材料の厚さによって設定される。
【００２８】
外側層１１０２は、ＰＥＴフォトセンサ２０６に光学的に結合されるＰＥＴシンチレータ２０４を有する。ＰＥＴシンチレータ２０４のための適切なシンチレーション材料の例は、ルテチウム−イットリウムオキシオルトシリケート（ＬＹＳＯ）、ビスマスゲルマニウム酸化物（ＢＧＯ）及び／又は５１１ｋｅＶのガンマ線を吸収する他のシンチレーション材料を含む。フォトセンサ２０６は、ＰＥＴシンチレータ２０４によって放出された光を検知するように調整され、検知された光を表す電気信号を生成する。
【００２９】
１つの例において、内側及び外側層１１０１及び１１０２は、互いに固定的に結合される。別の例において、内側及び外側層１１０１及び１１０２は、互いに取り外し可能に結合される。この例の場合、それぞれの個別の層１１０は、分離され、独立して提供されることができ、これは、検出器全体が置き換えられる必要がないので、コストを低減することができる。図示される実施形態において、直接変換材料２０２は、ＰＥＴシンチレータ２０４の放射線を受ける面に結合される。
【００３０】
回路２０８は、直接変換材料２０２及び読み出し電子装置２１０に電気的に結合される。回路２０８は、直接変換材料２０２から読み出し電子装置２１０に信号をルーティングし、これは、内側及び外側層１１０から信号前処理回路１１６（図１）に信号をルーティングする。この例において、回路２０８は、ＰＥＴ／ＣＴ直接変換材料２０２及びＰＥＴシンチレータ２０４のガンマ線及びＸ線を受ける側に対し垂直なモジュール１１８の側部に沿って配置される。
【００３１】
この構成の場合、信号プリプロセッサ１１６（図１）は、例えば１又は複数の比較器によって直接変換材料２０２からの電気信号を弁別する内側層１１０１の出力用のエネルギー弁別器を有し、各比較器は、関心のあるエネルギーに対応するそれぞれ異なる予め決められたエネルギー閾値を有する。カウンタは、対応する比較器の閾値を満たす出力に応じて、閾値ごとにカウント値をインクリメントする。ビニング器は、信号を、ゆえに検出されたガンマ線又はＸ線を、エネルギービニングし、複数のエネルギービンは、カウントに基づく。
【００３２】
１つの例において、直接変換材料２０２は、カプセル化材料に均一に分散されるそれぞれ異なるエネルギーレンジについて量子ドットの複数の異なるグループを有する単一層である。別の例において、直接変換材料２０２は、複数の層を有し、各層は、それぞれ異なるエネルギーレンジの中の単一エネルギーレンジの量子ドットの単一グループを含む。
【００３３】
量子ドット直接変換検出器の例は、「QUANTUM DOT BASED IMAGING DETECTOR」というタイトルの２０１５年８月７日出願の米国特許出願シリアル番号第62/202,397号明細書に記述されており、その内容は参照によって本願明細書に盛り込まれるものとする。それに埋め込まれるシンチレーション材料の量子ドットを有するカプセル化材料の一例は、「Encapsulated materials in porous particles」というタイトルの２０１４年９月２３日出願の欧州特許出願公開第14186022.1号公報に記述されており、その内容は全体が参照によって本願明細書に盛り込まれるものとする。
【００３４】
図３は、２層（Ｎ＝２）リング１０６の場合のモジュール１１８の別の例を概略的に示す。この実施形態において、外側層１１０２及び読み出し電子装置２１０は、図２に関して説明したものと同じである。
【００３５】
この例において、内側層１１０１は、フォトセンサ３０４に光学的に結合されるシンチレーション材料３０２を有する間接的な変換構造を有する。概して、シンチレーション材料３０２によって吸収されるガンマ線又はＸ線は、光子に変換され、光子は、フォトセンサ３０４によって検知され、フォトセンサ３０４は、検知された光子を表す電気信号を生成する。
【００３６】
適切なシンチレーション材料３０２の例は、ガドリニウムオキシ硫化物（ＧＯＳ）である。別の例は、ＬＹＳＯであり、これは例えば、「QUANTUM DOT BASED IMAGING DETECTOR」というタイトルの２０１５年８月７日出願の米国特許出願シリアル番号第62/202,397号明細書に記述されるような、それに埋め込まれるシンチレーション材料の量子ドットを支持する粒子を有するカプセル化材料である。
【００３７】
フォトセンサ３０４が、フリップチップに結合される場合、信号は、上述したように及び／又は他のやり方でフォトセンサ３０４からフリップチップを通じて回路２０８へ、そして読み出し電子装置２１０へルーティングされる。同様に、回路２０８は、上述したようにモジュール１１８の側部に沿って配置されるが、他の構成はここに企図される。同様に、内側及び外側層１１０１及び１１０２は、互いに固定的に又は着脱可能に結合される。
【００３８】
この構成の場合、信号プリプロセッサ１１６（図１）は、ＰＥＴ／ＣＴフォトセンサ３０４からの信号（最初に増幅されることができる）を処理し、検出された放射線のエネルギーを表すパルス（例えば、電圧、電流、その他）を生成するパルス整形器を有する。
【００３９】
図４、図５及び図６は、例示のＸ線放射線源１２０及び散乱防止グリッド１２４に関連して検出器リング１０６を概略的に示す。図４は、検査領域１０８に向かってリング１０６のアパーチャを見た図を示す。図５及び図６は、検査領域１０８の外（図５）に及び中（図６）にＸ線放射線源１２０及び散乱防止グリッド１２４をそれぞれ有する検出器リング１０６の側面図を示す。
【００４０】
この例において、キャリッジ又は支持体４０２は、Ｘ線管１２０及び散乱防止グリッド１２４の両方を支持する。支持体４０２及びゆえにＸ線管１２０及び散乱防止グリッド１２４は、少なくとも検査領域１０８の外側の位置５０２（図５）と検査領域１０８の内側の位置６０２（図６）との間で並進するように、スキャナ１０２に可動的に載置される。支持体４０２及びゆえにＸ線管１２０及び散乱防止グリッド１２４は更に、検査領域１０８のまわりを回転するように構成される。
【００４１】
支持体４０２は、スライド部、ボール、軸受、その他を通じてＰＥＴ／ＣＴスキャナ１０２において結合されることができ、モータ及びベルト、チェーン、リードスクリュー、ギア等により、位置５０２と位置６０との間で移動されることができる。コントローラは、スキャナ１０２がＰＥＴモードであるか又はＣＴモードであるかに基づいてモータを駆動する。ＰＥＴモードにおいて、支持体４０２は、ＰＥＴイメージングのための位置５０２に配置され、ＣＴモードでは、支持体４０２は、ＣＴイメージングのための位置６０２に配置される。
【００４２】
図４−図６は、ＰＥＴ及びＣＴイメージングのそれぞれのために検査領域１０８の外へ及び中へ移動するように構成される同一の支持体（同一の支持体４０２）に取り付けられるＸ線管１２０及び散乱防止グリッド１２４を示すために提供されている。層１０６、支持体４０２、Ｘ線管１２０及び散乱防止グリッド１２４の相対寸法及び／又は位置は、制限的でないことが理解されるべきである。
【００４３】
図７は、Ｘ線放射線源１２０が、リング１０６の全体にわたって、モジュール１１８１、１１８２、１１８３、１１８４、...の間のギャップ７０４１、７０４２、７０４３、７０４４、...に位置する固体Ｘ線生成器７０２１、７０２２、７０２３、７０２４、...を有する変更例を概略的に示す。Ｘ線生成器７０２１、７０２２、７０２３、７０２４、...は、リングの全外周についてＣＴデータを得るために順にパルス化される。
【００４４】
１つの例において、散乱防止グリッド１２４は、図４、図５及び図６に関連して記述されたように支持体４０２に取り付けられ、生成器７０２１、７０２２、７０２３、７０２４、...の活性化と協働して、移動されることができる。変形例において、散乱防止グリッド１２４は、完全な円であり、５０２と６０２の間で並進するが、図４−図６のように検査領域のまわりを回転しない。
【００４５】
図８は、一実施形態による例示の方法を示す。以下の処理の順序は、説明の目的であり、制限的でないことが理解されることができる。従って、他の順序もまた企図される。更に、処理の１又は複数は省かれることができ、及び／又は１又は複数の他の処理が含められることができる。
【００４６】
ステップ８０２において、ガンマ放射線は、イメージングシステムの２重層イメージング検出器の第１の層及び第２の層によって検出され、第１及び第２の層は、検出されたガンマ放射線を表す第１及び第２の信号を生成する。
【００４７】
ステップ８０４において、第１及び第２の信号が、ＰＥＴ画像データを生成するように処理される。
【００４８】
ステップ８０６において、Ｘ線放射線は、イメージングシステムの２重層イメージング検出器の同じ第１の層によって検出され、第１の層は、検出されたＸ線放射線を示す第３の信号を生成する。
【００４９】
ステップ８０８において、第３の信号が、ＣＴ画像データを生成するように処理される。
【００５０】
ステップ８１０において、ＰＥＴ及びＣＴ画像データは、組み合わせられ、表示される。
【００５１】
本発明は、さまざまな実施形態を参照してここに記述された。変形例及び変更例が、本願明細書の記述を読むことにより当業者に思いつくであろう。本発明は、このような変更例及び変形例が添付の請求項又はそれと等価なものの範囲内にある限り、すべてのこのような変更例及び変形例を含むものとして解釈されることが意図される。
【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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【図８】
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【国際調査報告】
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