(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
対象の透過データを収集する装置であって、
ガントリ構造に取り付けられ、垂直に配置される第１のコリメート検出器および第２のコリメート検出器と、
前記第１の検出器の視野を横切って走査するように前記ガントリに取り付けられた第１の線源と、
前記第２の検出器の視野を横切って走査するように前記ガントリ構造に取り付けられた第２の線源と、
前記第１の線源から放出された透過放射線を受け取るために前記第１の検出器の前記視野の一部内に特定された第１の透過検出窓と、
前記第２の線源から放出された透過放射線を受け取るために前記第２の検出器の前記視野の一部内に特定された第２の透過検出窓と
を備えることを特徴とする装置。
【請求項２】
さらに、前記第１の検出器および前記第２の検出器の前記視野を横切って前記第１の線源および前記第２の線源を同期的に走査させる走査機構を備えることを特徴とする請求項１に記載の装置。
【請求項３】
さらに、
前記第１の線源に同期して、前記第１の検出器の前記視野を横切って前記第１の透過検出窓を走査する手段と、
前記第２の線源に同期して、前記第２の検出器の前記視野を横切って前記第２の透過検出窓を走査する手段とを備えることを特徴とする請求項２に記載の装置。
【請求項４】
さらに、
前記第１の透過検出窓および前記第２の透過検出窓によって収集された透過データを含む記憶メモリと、
記憶メモリに結合され、前記透過データに基づいて１組の非一様減衰補正係数を生成するコンピュータ・システムとを備えることを特徴とする請求項１に記載の装置。
【請求項５】
対象から透過データを収集するガンマ・カメラ・システムであって、
ガントリ構造上に取り付けられた、前記対象に関連する透過放射線および放出放射線を検出するための第１のコリメート検出器および第２のコリメート検出器と、
前記ガントリに取り付けられた、前記第１の検出器を横切って走査するための第１の透過線源と、
前記ガントリ構造に取り付けられ、前記第２の検出器を横切って走査するための第２の透過線源であって、前記第１の透過線源と前記第２の透過線源は、前記対象の長軸に沿って走査を行い、前記長軸に対して横方向に配置されたままになる第２の透過線源と、
前記第１の検出器内に電子的に特定された、前記第１の透過線源から放出された透過放射線を受け取るように前記第１の透過線源に同期して走査を行うための第１の透過検出窓と、
前記第２の検出器内に電子的に特定された、前記第２の透過線源から放出された透過放射線を受け取るように前記第２の透過線源に同期して走査を行うための第２の透過検出窓であって、前記第１の透過検出窓および前記第２の透過検出窓は、前記対象の前記長軸に対して横方向に配置されたままになる第２の透過検出窓と、
前記透過放射線および放出放射線から透過カウントおよび放出カウントを受け取るように結合され、前記カウントをメモリに記憶するコンピュータ・システムとを備えることを特徴とするガンマ・カメラ・システム。
【請求項６】
ガンマ・カメラ・システムにおいて、長軸を有する対象に関する透過データを収集する方法であって、
第１のコリメート検出器および第２のコリメート検出器によって透過放射線および放出放射線を検出するステップと、
第１の線源を前記第１の検出器の視野を横切って走査させるステップと、
前記第１の線源に同期して、第２の線源を前記第２の検出器の視野を横切って走査させるステップと、
長軸を含み、前記第１の線源から放出された透過放射線を受け取る、前記第１の検出器の表面上の第１の透過検出窓を、前記第１の線源に同期して走査するステップと、
長軸を含み、前記第２の線源から放出された透過放射線を受け取る、前記第２の検出器の表面上の第２の透過検出窓を、前記第２の線源に同期して走査するステップとを含み、
前記走査時に、第１の透過検出窓と前記第２の透過検出窓の前記長軸が共に、前記対象の前記長軸に対して横方向に配置されたままになることを特徴とする方法。
【請求項７】
さらに、
前記透過放射線および放出放射線から透過カウントおよび放出カウントを収集するステップと、
前記放出カウントと前記透過カウントをメモリ装置に記憶するステップと、
前記透過カウントから非一様減衰補正マップを生成するステップとを含むことを特徴とする請求項６に記載の方法。
【請求項８】
さらに、
前記第１の検出器および前記第２の検出器をＥＣＴ走査用の回転角度へ回転させるステップと、
前記対象が第１のズーム窓の視野に入るように、前記回転角度に基づいて前記第１の検出器の前記表面の一部内に前記第１のズーム窓を決定するステップと、
前記対象が第２のズーム窓の視野に入るように、前記回転角度に基づいて前記第２の検出器の前記表面の一部内に前記第２のズーム窓を決定するステップと、
前記回転角度に対して前記第１のズーム窓および前記第２のズーム窓内で検出された放出データを収集するステップとを含むことを特徴とする請求項６に記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、核医学の分野に関する。詳細には、本発明は改良型ガンマ・カメラ撮像システムに関する。
【０００２】
【従来の技術】
非一様光子減衰は、シングル・フォトンＥＣＴ（ＳＰＥＣＴ）カメラ・システムを使用して収集される画像の定量的精度に影響を及ぼす重要な因子であり、病変検出に関するこのようなシステムの感度を低減させることがある。非一様光子減衰は、放射性医薬品を含む器官からの放射に干渉し、それを部分的に吸収することによって画像をひずませる。ＳＰＥＣＴシステム内の光子減衰は、病変の誤検出または非検出をもたらす恐れがある画像アーチファクトおよびその他のひずみも導入することによって画像を劣化させる傾向がある。光子減衰の影響は、胸郭に起因する非一様減衰の結果として心臓調査において特に複雑である。
【０００３】
非一様減衰補正分布を生成する方法としてトランスミッション（透過）ＣＴ（ＴＣＴ）を使用することができる。透過画像データは、既知の放射線源（たとえば、線、またはシート、またはフラッド）を使用して収集される。透過走査では、放射線源が、所望の対象または患者を通して、結合されたシンチレーション検出器の方へ送られる。放射フィールドが患者よりもずっと大きい場合、放射線源を直接、検出器に放射させ、シンチレーション検出器で高いカウント・レートをもたらすことができる。直接放射線を受ける検出器の部分を、検出器の非妨害部分と呼ぶ。大きな非妨害検出器領域を許容すると不利である。なぜなら、その結果カウント・レートが増加するために画像が劣化する恐れがあり、場合によっては、（たとえば、パルス蓄積のために）事象検出電子機器および事象検出プロセスが過負荷を受け、動作が一時的に停止することがある。このような高いカウント・レートは、ガンマ・カメラの信号検出・処理回路に負荷を与えることによって撮像システムの撮像性能を低減させる傾向がある。
【０００４】
従来技術では、固定「ボウタイ（bow tie） 」フィルタが透過動作用の線源と共に使用された。ボウタイ・フィルタは、走査中の対象の妨害を受けない検出器領域にわたってカウント・レートを減少させるのに使用される。しかし、患者の身体の大きさが様々であるために検出器上にそれぞれの異なる寸法の非妨害領域が形成されるので、固定ボウタイ・フィルタを使用すると不利である。固定ボウタイ・フィルタは、患者の分散を考慮に入れず、さらに、新しいフィルタを設置するための交換作業を必要とするので不利である。
【０００５】
また、ＥＣＴ走査時に、対象のそれぞれの異なる部分が、それぞれの異なる回転角度で検出器の視野内に入り、したがって、検出器のそれぞれの異なる部分は、それぞれの異なるＥＣＴ角度で線源に対して非妨害部分となる。その場合、患者の身体の大きさが様々であることを考慮に入れ、透過セッション中には所与のＥＣＴ回転角度に対して検出器のそれぞれの異なる非妨害部分がもたらされることも考慮に入れるシステムを提供すると有利である。
【０００６】
また、心臓撮像などある種のＳＰＥＣＴ撮像応用例では、器官の寸法が小さいために高解像度画像マトリックス（たとえば、小さな画素寸法を有するもの）によって心臓（またはその他の器官）を撮像することが望ましい。十分に小さな画素寸法を得るために通常、小視野検出器が使用される。たとえば、物理的視野が１６インチ（４０．６４ｃｍ）×１６インチ、１５インチ（３８．１ｃｍ）×１５インチ、１３インチ（３３．０２ｃｍ）×１３インチである検出器が使用される。
【０００７】
しかし、前述の非一様減衰を補正するために、患者の身体の透過マップが得られる。全身を撮像するには、大型の検出器の全視野（たとえば、２０インチ（５０．８ｃｍ）×１５インチ（３８．１ｃｍ））が必要である。したがって、ＳＰＥＣＴと透過撮像の両方をＳＦＯＶ（小視野）検出器によって行う際、あるいはこの両方をＬＦＯＶ（大視野）検出器によって行う際には問題がある。大視野を透過と放出の両方に使用する場合、画素が大きくなりすぎ、放出データに関しては画像解像度が失われる。
【０００８】
この問題に対する１つの解決策は、同じ小視野を使用して放出データと透過データの両方を得ることである。しかし、適当な透過マップを求めて放出データを補正するには、小視野で撮像された身体の部分だけでなく全身に関する透過情報も必要なので、この手法には問題がある。すなわち、透過データが切り取られるようになる。身体が切り取られると、アーチファクトが導入され、このアーチファクトは、基本的にエラーが生じる可能性がある複雑で厄介な補正アルゴリズムで対処しなければならない。この手法では、透過データは、透過画像を得るために使用している検出器の視野よりも身体の方が大きいことを考慮に入れるように補正される。この補正は、切り取り補正と呼ばれ、身体の輪郭の既知の形状を仮定し、この仮定を特殊アルゴリズムと共に使用して、検出器の視野の外側にある身体の部分では透過データがどのようであったかが算出される。
【０００９】
前述の手法はいくつかの欠点を有する。透過マップを作成するために使用されるデータは不完全であり、かつ身体の輪郭情報に必要な精度は完全に理解されているわけではない。このために通常、画像が劣化することがある。また、この種の透過切り取り補正では、患者を極めて慎重に位置決めする必要があり、そのため、セットアップ時間が長くなる。この透過補正手法が高度の画像雑音を受けやすいことも完全に理解されているわけではない。したがって、放出データを補正するために使用される非一様減衰補正因子を向上させるために切り取られない透過情報を収集することが望ましい。
【００１０】
通常、心筋ＳＰＥＣＴでは減衰補正を使用しないので、患者の胸部が広く、あるいは横隔膜が心臓の上方に存在する場合、医師が病変を正確に診断するのは困難である。何人かの調査者は、身体の輪郭の内側に一様な密度を仮定する減衰マップを使用した。しかし、一様なマップは、再構成画像にアーチファクトを導入する傾向があった。胸部、肺、横隔膜のための非一様減衰を補正するために、何人かの調査者および製造業者は、ガンマ・カメラ検出器に対向する位置に取り付けられた放射性核種透過源を使用して各患者ごとの減衰係数を直接測定している。次いで、この係数を反復再構成プロセスと共に使用して非一様減衰を補正することができる。
【００１１】
放出検査と同時に透過検査を実施することができる。透過検査をＳＰＥＣＴ放出検査とは別に実施する場合、透過データを収集するために追加データ獲得時間が必要であり、透過データ収集および放出データ収集はデータ収集セッション間の患者（たとえば「対象」）の移動のために位置ずれが生じやすい。他の利点を挙げると、透過データと放出データの両方を同時に得ることによって位置ずれの影響が低減される。単一のシンチレーション検出器を有するガンマ・カメラの場合、シンチレーション検出器の視野に結合されたスライディング窓または「バンド」を使用して線源と共に移動し、ガンマ・カメラが、検出される透過光子と放出光子を区別できるようにするのを助けることが知られている。たとえば、引用によって本明細書に編入された「A Scanning Line Source for Simultaneous Emission and Transmission Measurements in SPECT」（Patrick Tan 等、Journal of Nuclear Medicine、第３４巻第１０号、１９９３年１０月）と題する論文を参照されたい。この文献は、単一の走査線源を単一の移動検査バンドと共に使用することを開示している。
【００１２】
しかし、Tan 等によって提示されたこの解決策は、２つのシンチレーション検出器を使用する（たとえば、二重ヘッド検出器システム内の）放出検査での「側方散乱」または「クロストーク」を適切に考慮していない。放出検査時のクロストークによって、（たとえば、コンプトン散乱によって生じる）対象から散乱する透過光子が検出され、シンチレーション検出器によって誤って放出光子として検出される。二重検出器ガンマ・カメラでは、所与の検出器に結合された線源から放出される透過光子が（たとえば、散乱後に）他方の検出器によって誤って妥当な放出光子として検出されることがある。これが発生するのは、散乱した光子が散乱角度の関数としてエネルギーを失い、エネルギー・レベルを変化させるからである。クロストークは対象から散乱する放出光子のために発生することもある。二重ヘッド・ガンマ・カメラでは、クロストークの影響は、検出されたデータに対して後処理操作を実行することによって対処される。この後処理操作は時間がかかり、完全に正確であるわけではない。したがって、横散乱する光子の検出をなくすることによってそのような後処理ステップを不要にすると有利である。
【００１３】
単一のガンマ・カメラ検出器に結合された単一のスライディング検出窓を使用しても、二重検出器システム中のクロストークはほとんど防止されない。クロストークのための放出光子の誤った検出を実際上なくする二重検出器カメラ・システム内で動作できるシステムが必要である。
【００１４】
ＥＣＴ運動時に所望の対象の運動を追跡するように設計された追跡ズーム領域（たとえば窓領域）を使用する二重検出器ガンマ・カメラ・システムもある。このシステム内では、検出器が対象の周りでのＥＣＴ運動を通じて回転するにつれて検出器のズーム領域が変化する。１９９４年４月１９日に発行され、本出願人に譲渡され、追跡ズーム領域について論じた、「Apparatus and Method for Automatic Tracking of a Zoomed Scan Area in a Medical Camera System」と題する米国特許第５３０４８０６号を参照されたい。
【００１５】
【発明が解決しようとする課題】
透過データを放出データの収集と同時に収集するかどうかにかかわらず、患者は一般に、透過データを収集するために追加放射線を照射される。患者の身体の大きさおよび体型に応じて、必要最小限の量の透過データを収集するためにそれぞれの異なる量の透過放射線が必要である。システムは、患者の体型や身体の大きさにはかかわらずに必要最小限の量を得るために過度の透過放射線を患者に照射する。患者の身体の特定の大きさおよび体型の影響を考慮することによって、透過データの収集時に使用される放射線に対する患者の照射時間を実際上最小限に抑えることができるシステムが必要である。
【００１６】
【課題を解決するための手段】
透過検査のために対象ごとに最小放射線照射時間を決定する走査速度手順および方法を記述する。前走査と、それに続く第２の透過走査フェーズを含む２回の追加走査フェーズが実行される。第１の走査は、対象の上方で放射線源を使用して実行される透過前走査からなる。この前走査は、高速であり、所定の継続時間（Ｔｐ）にわたって行われる。次いで、この結果得られる、対象に関連するカウント密度が生成され調査される。最小カウント密度（Ｃｍ）を有する部分が判定され、透過検査に関する必要最小限のカウント数を表す値（Ｃｏ）がえられる。前述のことから、システムによって透過時間（Ｔｓ）が求められ、第２の透過フェーズ（マルチパス透過フェーズ）が継続時間Ｔｓにわたって実行される。算出された継続時間Ｔｓは、対象に関連するカウント密度分布が対象の各部分上で少なくともＣｍカウント密度を含むように透過データを収集するために必要な最小照射継続時間を表す。
【００１７】
本発明の他の態様は、検出器の大視野を使用して透過情報を収集し、同じ検出器の小視野窓を使用して放出データを収集する方法および装置である。システムは、シンチレーション検出器の大視野を使用して、走査中の全身に関する透過データを収集する。そのような技法は、非切り取り減衰係数を得ることによって放出データの定量的性能を向上させる。小視野窓の放出データは、高解像度画像画素を使用して（たとえば、特定の器官の）放出データが処理されるように収集される。大視野を使用して透過データを収集するので、透過データに関する撮像画素は放出データよりも解像度が低い。放出データは、ＥＣＴ走査時にロービング（roving）・ズーム技法を使用して収集することができる。放出ズーム窓の水晶における既知の位置、および身体の全視野透過走査と器官のより小さなロービング電子視野放射走査とのそれぞれの異なる画素寸法を考慮に入れるように、計算によって透過データが調整される。
【００１８】
本発明の他の態様は可変フィルタ構造であり、この構造では、放射線源と共に使用すべき構造内に収納されたフィルタの集合からそれぞれの異なる寸法および形状のフィルタが自動的に選択され設置される。線源は通常、減衰補正係数を収集するために透過走査用に使用される。好ましい実施態様では線源が使用され、特定のフィルタが回転して設置位置に収まることができるように一連のフィルタ（たとえば、それぞれの異なる寸法の金属製フィルタ）が中央ジャンクションに回転可能に取り付けられる。フィルタは、設置されると、線源から放出される放射線を減衰させ、シンチレーション検出器の普通なら妨害されない領域上に放射される放射線を減少させるように働く。それぞれの異なる寸法のフィルタを使用して、それぞれの異なる大きさの身体を有する患者に適応し、かつＥＣＴ透過走査時にそれぞれの異なる回転角度ごとに検出器のそれぞれの異なる非妨害部分に適応することが望ましい。システムは、フィルタが与える妥当な身体の輪郭（例えば、プロファイル）情報を自動的に選択する処理インテリジェンスを含む。
【００１９】
本発明の他の態様は、２つの線源および２つの検出器によって透過走査セッションおよび放出走査セッションを実行する機構および方法であり、この場合、２つのスライディング透過検出窓を使用して透過光子と放出光子が区別される。透過データと放出データは同時に収集することができる。このシステムでは、二重透過検出窓がそれぞれ、特定の線源に結合され、結合された線源に同期して移動する。さらに、２つの線源および２つの検出窓はすべて、走査中の対象の長軸の方向へ同期的に移動し、所与の位置で、すべてのものが対象の長軸に対して横方向へ広がる所与の空間平面内に位置する。この構造内では、システムは、検出器によって検出されるクロストーク（たとえば、所与の検出器によって検出される散乱光子放射であるが、検出器の結合された線源から放射されたものではないクロストーク）の量を実際上減少させることができる。また、このシステムの構造は実際上、（たとえば、心臓検査に使用される）検出器表面を横切る追跡ズーム領域を使用するシステムと共に動作する。
【００２０】
【発明の実施の形態】
本発明の下記の詳細な説明では、本発明を完全に理解してもらうために多数の特定の詳細について述べる。しかし、当業者には、このような特定の詳細なしで本発明を実施できることが自明であろう。他の例では、本発明の各形態を不必要に曖昧にしないように、周知の方法、手順、構成要素、回路については詳しく説明していない。下記の議論から明らかなように、特に明記されないかぎり、本発明全体にわたって、「処理」、「計算」、「算出」、「判定」、「表示」などの語を使用する本発明のコンピュータ・システムの機能に関係する議論が、コンピュータ・システムのレジスタ内で物理（電子）量として表されたデータを処理し、同様にコンピュータ・システム・メモリまたはレジスタ内で物理量として表される他のデータに変換するプログラムを実行するコンピュータ・システムまたは類似の電子計算装置の動作を指すことが理解されよう。
【００２１】
Ｉ．非一様減衰補正システム
本発明の実施形態は、ガンマ・カメラ撮像を向上させるために使用される非一様減衰補正係数の収集、生成、使用に関するものである。核医学ガンマ・カメラによって撮像される核患者が異なるので（たとえば、それぞれの異なる大きさを有するそれぞれの異なる体型など）、所望の器官を囲む組織・骨構造は各患者ごとに異なる。この周りの組織・骨構造は、撮像される領域内に分布する放射性医薬品からの放射を減衰させる。放射の減衰は、それぞれの異なる組織および骨の減衰係数が異なるので非一様である。放射減衰によって、画像中のカウント密度が非一様に減少する。この減衰のために、実際には健康な組織が撮像されているときに誤ってアーチファクトが識別されることがあり、逆もまた同様である。アーチファクトが誤って病変と診断された場合、患者に痛みを与え、場合によっては危険な（たとえば、健康上の危険を伴う）身体内への措置が取られる恐れがある。
【００２２】
患者の身体の減衰マップが知られている場合、身体のために生じる非一様減衰を補償することができる。透過走査によって、ガンマ・カメラおよび処理コンピュータ・システムは、特定の対象の非一様減衰マップを生成することができる。この非一様減衰マップは、シンチレーション検出器の各回転角度ごとに得ることができ、そのため、再構成アルゴリズムは各角度ごとの減衰マップを使用することができる。一般に、透過走査時には、走査すべき患者を通して既知の放射線源かっら放出され、次いで、その放射線がシンチレーション検出器によって検出される。ガンマ・カメラのコンピュータ・システムは、放射線源から放出された放射線の強度を測定し、対象を通してそれぞれの異なるＥＣＴ角度で放射される放射線の強度を測定して、身体のそれぞれの異なる部分の非一様放射線減衰の程度を判定することができる。この非一様放射線減衰の程度から、周知の方法および手順を使用して身体の非一様減衰補正マップを求めることができる。非一様減衰補正マップを使用して、放出検査時に収集される放出画像データが補正される。
【００２３】
本発明の実施形態は、放出画像データを向上させるために非一様減衰補正係数を生成する際に使用すべき透過データの収集および使用を改良することに関するものである。
【００２４】
Ａ．検出器システム
本発明の実施形態の検出器システムを図１に示す。これは二重ヘッド実施形態であるが、本発明は、単一ヘッド実施形態またはその他のマルチヘッド実施形態内でも同様に有効に動作することができる。この二重ヘッド実施態様に関しては、２つのシンチレーション検出器１０および１２が（たとえば、ガントリ・リング５０間の）ガントリ内に設置され、ガントリ・リング５０の中心の周りで回転することができる。各シンチレーション検出器は、結晶層と光電子増倍管アレイとを含み、各ＰＭＴは、ＰＭＴ自体中のガンマ相互作用に応答して結晶層によって放出される光エネルギーに応答して別々のチャネル信号を生成する。図１に示したように、検出器は互いに対して９０°の角度に配置されている。ガントリ・リング５０内にテーブル（図示せず）が置かれ、患者はその上に乗る。次いで、検出器からのチャネル信号が、信号処理ハードウェア１２０へ送信され、画像処理（補正を含む）のためにコンピュータ・システム１１２へ送信される。図４を参照されたい。
【００２５】
図１の検出器１０および１２は、光電子増倍管からの信号を、検出された各事象の空間座標および事象エネルギーを表すディジタル信号に変換する事象検出回路を含むことができる。この論理機構は、外部に配置することもできる（たとえば、図４の信号処理ハードウェア１２０を参照されたい）。補正、分析、記憶、画像生成のために、検出器によって事象または「カウント」がコンピュータ・システム１１２に報告される。検出器は、患者から放出された放射（たとえば放出画像データ）を収集し報告することができ、かつ、線源からの放射線（透過画像データ）を収集し報告することもできる。透過データは特に、患者に起因する（たとえば、心臓検査での胸部領域）非一様減衰を補償する減衰補償分布を生成するために使用される。
【００２６】
各シンチレーション検出器ごとに（コリメータを含む）別々の線状の放射線源が取り付けられ結合される。たとえば、線源アセンブリ２２が検出器１２に結合され、線源アセンブリ２０が検出器１０に結合される。また、線源アセンブリ２２がレール２４上に取り付けられ、線源アセンブリ２２の基部が、図のようにレール２４の長軸に沿って移動し、対応する検出器の視野を横切って変位（「走査」）することができる。同様に、線源アセンブリ２０がレール２６上に取り付けられ、線源アセンブリ２０の基部が、図のようにレール２６の長軸に沿って移動し、対応する検出器の視野を横切って変位（「走査」）することができる。検出器がガントリ・リング５０の中心の周りで回転するとき、結合された放射線源が同じ形態および角度で回転することが理解されよう。線源は、患者を照射して、その患者用のメモリに記憶される非一様減衰補正マップを生成するための透過データを収集するために本発明によって使用される。非一様減衰補正マップは、やはり本発明の検出器１０および１２によって収集される放出データの非一様減衰を補償するために使用される。
【００２７】
シンチレーション検出器１０および１２は、図２に示した位置（１８０°配向）に来るようにガントリ５０の周りで回転することができる。図２は、格納位置にある線源アセンブリ２２および２０も示す。
【００２８】
図３は、本発明の一実施形態の走査線源アセンブリ２２の例示的な設計の断面図をさらに詳しく示すものである（線源アセンブリ２０も同様である）。放射線源またはロッドは２２ｂとして示されている。放射線は、小さなアパーチャを通して放出され、次いで、放出される放射線の量を変化させるように回転するシャッタ２２ａを通過する。放射線は、シャッタ２２ａの両側面上の小さな開口部を通過することができる。放射線は次いで、スロット（コリメータ）２２ｃを介して放出される。本発明の範囲内で、Ｔｃ９９ｍを充填された線源、あるいはＧｄ１５３、またはＡｍ２４１、またはＣｏ５７を使用する線源を含め、それぞれの異なるタイプの線源２２ｂを使用することができる。一般に、透過源は、放出源とは異なる光電ピーク・エネルギーのものであるべきである。本明細書でさらに詳しく論じるように、本発明の様々な実施形態は、線源アセンブリ内に空間放射線フィルタを含む。
【００２９】
Ｂ．コンピュータ・プロセッサ・システム
ガンマ・カメラ検出器１０および１２から供給された画像情報を処理するために本発明によって使用される汎用コンピュータ１１２の構成要素を示す図４を参照する。汎用コンピュータ・システム１１２は、画像処理機能（たとえば、放出データおよび透過データの処理）を実行することができる。コンピュータ・システム１１２は、システム内で情報を伝達するアドレス・データ・バス１００と、命令を実行し情報を処理するためにバス１００に結合された中央プロセッサ１０１と、中央プロセッサ１０１用の情報および命令を記憶するためにバス１００に結合されたランダム・アクセス・メモリ１０２と、プロセッサ１０１用の静的情報および命令を記憶するためにバス１００に結合された読取り専用メモリ１０３と、画像情報および命令を記憶するためにバス１００に結合された磁気ディスクまたは光ディスクおよびディスク・ドライブなどのデータ記憶装置１０４と、コンピュータ・ユーザに情報を表示するためにバス１００に結合されたディスプレイ１０５と、情報および選択されたコマンドを中央プロセッサ１０１に伝達するためにバス１００に結合された英数字キーとファンクション・キーとを含む英数字入力装置１０６と、ユーザ入力情報および選択されたコマンドを中央プロセッサ１０１に伝達するためにバスに結合されたカーソル制御装置（データ入力装置１０６の一部）と、選択されたコマンドをプロセッサ１０１に伝達するためにバス１００に結合された通信装置１０８とを備える。バス１００にハードコピー装置（たとえばプリンタ）を結合することもできる。
【００３０】
本発明のコンピュータ・システム１１２と共に使用される図４のディスプレイ１０５は、液晶装置でも、陰極管でも、ユーザが認識できるグラフィック画像および英数字を作成するのに適したその他のディスプレイでもよい。カーソル制御装置によって、コンピュータ・ユーザは、ディスプレイ１０５の表示画面上で可視記号（ポインタ）の２次元移動を動的に通知することができる。当技術分野では、所与の方向の移動または変位方法を通知することができるトラックボール、フィンガ・パッド、マウス、ジョイスティック、英数字入力装置１０５上の特殊キーを含め、カーソル制御装置の多数の実施態様が知られている。
【００３１】
図４のコンピュータ・システム１１２は、ガンマ検出器１０および１２から信号処理ハードウェア回路１２０を介してインタフェース１０８へデータを入力させる。信号処理ハードウェア１２０は、増幅回路、および検出器からのチャネル信号を、コンピュータ・システム１１２へ送信するディジタル・データに変換するアナログ・ディジタル変換回路を有する。検出器１０および１２からのチャネル信号情報が、実行する撮像セッションのタイプに応じて、コンピュータ・システム１１２によってカウント密度情報に変換され、マトリックス形でコンピュータのメモリ１０２内に記憶されることが理解されよう。これは、透過データにも放出データにも当てはまる。コンピュータ・メモリ１０２には非一様減衰補正マップも記憶される。信号処理ハードウェア１２０は、光電子増倍管出力を、検出された事象に関する空間座標データおよび事象エネルギーに変換する。類似の空間座標内の事象は、画像情報を生成しカウント密度情報を形成するためにコンピュータ・システムのメモリ１０２内にまとめて「配置される」。
【００３２】
この画像情報は、Ｎ行×Ｎ列のマトリックスの形で収集される。検出器の有効視野の寸法、ならびに特定のマトリックスの行および列の数によって、マトリックスの画素の「寸法」が定義される。画素は、マトリックスの１つのセルまたは「ｂｉｎ」に対応する。画像マトリックスは一般に、それぞれの異なるＥＣＴ角度で収集され、次いで、断層撮像再構成を使用して再構成が実行され、器官の３次元画像が生成される。
【００３３】
コンピュータ・システム１１２がガントリ・リング５０上の検出器の移動も制御し、線源２０および２２の移動を制御するために線源運動制御装置も制御することが理解されよう。
【００３４】
シンチレーション検出器１０、１２はシンチレーション事象を非常に正確に報告することができるが、コンピュータ・システム１１２は、基準マトリックス寸法（たとえば、６４×６４、１２８×１２８、５１２×５１２、１０２４×１０２４）に応じてデータを収集し解釈する。これらの寸法はプログラムすることができる。さらに、所与のマトリックス寸法を検出器の視野のある部分に割り振ることができる。たとえば、心臓の検査では、心臓をカバーする検出器の視野の領域のみに５１２×５１２マトリックスを割り振ることができる。したがって、検出された相互作用のエネルギーおよび位置に関するデータをシンチレーション検出器から受信したとき、この情報は、検出器が報告した相互作用の位置に対応する妥当なマトリックス項目に「ｂｉｎ」（たとえば、配置）される。検出器が報告したカウント情報はメモリ１０２内に配置され、そこから画像データが取り出される。これは、透過データにも放出データにも当てはまる。
【００３５】
ＩＩ．走査速度実施形態
本発明は走査速度実施形態を含み、この実施形態では、透過データを収集するために走査線源２０および２２から放出される放射線に照射される最小照射時間が患者ごとに決定される。患者はそれぞれ、身体の厚さが異なり、患者の身体が厚ければ厚いほど、透過放射線減衰が生じるため、十分な透過データを収集するにはより多くの放射線を患者に照射する必要がある。しかし、本発明は、患者ごとの照射時間を短縮するために、十分な透過画像データを得るのに必要な最小放射線量を求める。患者の健康を促進するには、患者に対するこの照射時間を短縮すると有利である。非一様減衰補正マップが本発明によって適切に求められ（かつ、このデータを算出するいくつかの異なる方法が存在する）るようにするには、患者の画像マトリックスの各基本ｂｉｎ（「セル」または「画素」）が、透過照射の結果としてある最小数のカウントを収集しなければならない。本発明のガンマ・カメラ・システムは、前走査フェーズからの報告された透過データを使用し、かつ放射線の最初の照射線量を知り、患者の非一様減衰補正マップを求めることができる。前述の情報に基づいて減衰補正マップを算出する機構はよく知られている。
【００３６】
透過照射の結果としてｂｉｎ当たり最小カウント数よりも多くのカウントが存在すれば、非一様減衰補正分布を適切に算出することができるが、患者は、透過データを収集するために不必要な放射線量を照射される。本発明のこの実施形態は、透過放射線を患者に不必要に照射しないようにするために必要な特定の放射線量（たとえば、照射時間）を求めるものである。
【００３７】
一般に、前述のことを行うために、本発明は２つの異なる透過走査シーケンスまたは「フェーズ」を実行する。第１のフェーズまたは「前走査」フェーズが実行される。このフェーズは、前走査の結果として測定される最小カウント密度を得るために行われる低放射線量の高速の単一パス走査である。本発明の好ましい実施形態の下では前走査フェーズに単一パス走査を使用するが、本発明の範囲内で複数の走査パスを構想することができる。前走査フェーズの情報によって、通常の透過走査、すなわち第２の透過走査フェーズの継続時間が決定される。通常の透過走査を使用して、非一様減衰補正マップが生成される。下記でこのプロセスについてさらに詳しく説明する。本発明の好ましい実施形態の下では、第２または「通常の」透過走査フェーズはマルチパス走査フェーズであることが理解されよう。
【００３８】
本発明のこの実施形態の処理２００は、汎用コンピュータ・システム１１２を介して実行され、図６に関して図示されている。プロセス２００の議論内では図５および図７を参照する。プロセス２００が開始し、第１の論理ブロック２０５で、データ入力装置１０６から既知の値が入力される。論理ブロック２０５で入力される既知の値は、（１）ｂｉｎ当たりの必要最小限のカウント数Ｃｏ（最小カウント密度とも呼ばれる）と（２）前走査透過放射の時間Ｔｐとからなる。非一様減衰補正分布を算出するためのｂｉｎ当たり必要最小限カウント数は、所望の非一様減衰補正マップのタイプと実行する走査のタイプに応じて異なる。本発明のこの実施形態は実際上、いくつかの異なるタイプの走査に基づいていくつかの異なるタイプの減衰分布を生成するように動作できるので、特定の最小カウント数はない。しかし、本明細書で開示した実施形態に関しては、例示的な最小カウント数は２０ないし３０である（たとえば、Ｃｏ＝２０ないし３０）。
【００３９】
また、一実施形態では、前走査照射継続時間は、実行する前走査のタイプと所望の非一様減衰補正マップのタイプに応じてプログラムすることができる。開示した例示実施形態に関しては、この値は５秒ないし１５秒の範囲である（Ｔｐ＝５ないし１５）。論理ブロック２０５で、値ＣｏおよびＴｐをデフォルト値としてコンピュータ・システム１１２にプログラムすることができ、したがって、これらのデフォルトを変更しない限りデータ入力は必要ないことが理解されよう。
【００４０】
論理ブロック２０５で、患者はテーブル上に乗り、ガントリ・リング５０と共に配置される。シンチレーション検出器は、患者のそれぞれの異なる画像を撮像するように構成される。これは、いくつかの異なる方法で行うことができ、例示的な構造が図５に示されている。図５に示したように、この図は、（Ｚ軸に沿って位置する患者５の頭部にある）検出器システムのガントリ・リング構造５０から見た図である。シンチレーション検出器１０および１２は互いに直角に配置され、検出器１０は頂部に検出器１２は側方に位置する。線源アセンブリ２０は、検出器１０の表面が上方のＸＺ平面内にある間、Ｚ軸に沿って患者を走査する。
【００４１】
透過検出領域１０ａは、走査線源アセンブリ２０が軸Ｚに沿って走行する際にコリメートされた放射線を受け取る。領域１０ａは、アセンブリ２０に同期して走査を行う。同様に、線源アセンブリ２２は、検出器１２がＹＺ平面にある間、Ｚ軸に沿って患者を走査する。透過検出領域１２ａは、走査線源アセンブリ２２が軸Ｚに沿って走行する際にコリメートされた放射線を受け取る。領域１２ａはアセンブリ２２に同期して移動する。前走査動作中、走査線源が完全にＺ軸に沿って移動して患者５に照射するのに必要な時間は前走査時間Ｔｐである。したがって、選択した時間が短ければ短いほど、線源は前走査中、より速く移動し、選択した時間が長ければ長いほど、線源は前走査中、より遅く移動する。前走査の後、２つの線源２０および２２は再び通常の透過走査時に患者５を走査する。
【００４２】
再び図６を参照すると、患者５がガントリに配置され、時間Ｔｐが選択された状態で、本発明は論理ブロック２１０で、コンピュータ・システム１１２の制御の下で、線源２２および２０を、Ｚ軸に沿って移動しながら患者に照射することによって患者を前走査する。検出器１２および１０は、透過データを収集し、領域１０ａおよび１２ａを介してコンピュータ・システム１１２に報告する。論理ブロック２１０の前走査が完了すると、コンピュータ・システム１１２は、第１のカウント密度情報を記憶し、次いで論理ブロック２１５で、この透過データを分析して、透過照射の結果としての最小測定カウント密度Ｃｍを求める。
【００４３】
図７は、例示的な透過マップを示し、かつカウント密度対患者プロファイルを示すものである。コンピュータ・システム１１２は、「前走査」透過マップをメモリ１０２に記憶する。マップはディスク１０４に記憶することもできる。通常、患者の側部は、最も減衰される部分であり、したがって最小測定カウント密度Ｃｍを含む。患者の身体は縁部の方が薄いので、カウント密度はプロファイルのこのような部分の方が大きい。患者の身体は中心部の方が厚いので、カウント密度はこのような領域の方が小さい。患者プロファイル２４１の結果は、図７に示したようにＵ字形「前走査」透過マップになる。当技術分野では、透過マップを算出するいくつかの異なる方法および機構が知られており、いくつかの異なるマップを生成できることが理解されよう。たとえば、（ＥＣＴ運動で透過データを収集することによって）３次元空間で透過マップを算出することができ、患者のプロファイルに基づいて透過マップを提示することができる。「前走査」透過データを提示する方法にはかかわらずに、本発明は論理ブロック２１５で、透過放射を最も減衰させる患者の部分を判定する。この部分での「前走査」透過マップのカウント密度は、前走査によって測定された最小カウント密度Ｃｍである。したがって論理ブロック２１５で、「前走査」透過マップ２４１が測定され、最低測定カウント密度Ｃｍがメモリ１０２に記録される。
【００４４】
論理ブロック２２０で、本発明は、その非一様減衰補正係数を生成するために使用される通常の透過走査を行うのに必要な最小走査時間を算出する。下記の関係が使用される。
Ｔｐ／Ｃｍ  ＝  Ｔｓ／Ｃｏ
【００４５】
前走査透過照射時間（Ｔｐ）の照射時間とこの前走査透過に関する最小測定カウント密度（Ｃｍ）との比は、通常の透過照射を行うのに必要な最小時間（Ｔｓ）と通常の透過照射を行うのに必要な最小カウント密度（Ｃｏ）との比に等しくなるべきである。論理ブロック２０５で値ＣｏおよびＴｐが入力される。論理ブロック２１５で値Ｃｍが算出される。前述の関係は下記のように書き直すことができる。
Ｔｓ  ＝  Ｃｏ・Ｔｐ／Ｃｍ
【００４６】
コンピュータ・システム１１２は論理ブロック２２０で、前述の手順を実行して、通常の透過照射走査時間Ｔｓによって必要最小限カウント密度Ｃｏが得られるのを確実にするのに必要な最小照射時間Ｔｓを算出する。この時間Ｔｓにおいて、透過データを最も減衰させる患者の部分で、十分な非一様減衰補正マップを生成するために透過データに必要な最小カウントを収集することができる。
【００４７】
論理ブロック２２５で、本発明のコンピュータ・システム１１２は、（論理ブロック２１０で実行した走査と同様な）患者の通常の透過走査フェーズを実行するよう検出器システムに命令するが、通常の透過走査は照射時間Ｔｓを使用して行われる。前述のように、第２または「通常の」透過走査フェーズは、患者の周りの様々な回転角度にわたるマルチパス走査フェーズである。この通常の透過照射の結果、検出器１０および１２によってそれぞれの異なる投影角度で透過データが収集され、論理ブロック２３０で通常の透過マップ（第２のカウント密度）が生成される。この透過マップから得た非一様減衰補正分布を使用して、患者から収集された放出画像データが補正される。非一様減衰補正マップはメモリ１０２に記憶される。
【００４８】
前述の手順を使用すると、通常の透過照射時に患者５は必要最小限の放射線量を照射される。それぞれの異なる患者の身体の厚さは異なるので、これは有利である。すべての患者に対して１つの照射線量を使用する場合、比較的身体の小さな患者が不必要に長い時間にわたって透過照射を受け、あるいは、比較的身体の大きな患者が使用可能な減衰補正マップを提示するのに十分な照射を受けない。したがって、本発明は患者ごとに最適な照射線量を判定するので、各患者は十分な非一様減衰補正分布を生成するのに必要な最小透過線量を受ける。
【００４９】
前述の手順は、検出器および患者に対する既知または所与の角度関係で患者を横切る単一の透過走査に対して使用することができる。しかし、この技法は、ＥＣＴ運動を使用する透過セッション内で（各角度ごとに）必要な最小透過照射継続時間を判定することを含むように拡張される。本発明のこの態様では、線源２０と線源２２の両方によって（継続時間Ｔｐの）前走査が実行され、前走査中に所与の対象の前方次元および横方向次元の両方に関する最小測定カウント値が求められる。言い換えると、前走査時に、Ｃｍ（前方）およびＣｍ（横方向）を各シンチレーション検出器から１つずつ得ることができる。前述のカウント密度を前走査Ｔｐ継続時間で除することによって、前方次元と横方向次元の両方に関してカウント・レートを求めることができる。これらのカウント・レートをＣｒ（前方）およびＣｒ（横方向）として表す。なお、前方とは患者の胸から背への厚さ方向であり、横方向とは患者の幅方向である。
Ｃｒ（前方）＝  Ｃｍ（前方）／Ｔｐ
Ｃｒ（横方向）＝  Ｃｍ（横方向）／Ｔｐ
【００５０】
横方向測定カウント・レートおよび前方測定カウント・レートと共に、対象の身体の輪郭（たとえば、対象の断面プロファイル）に基づいて、コンピュータ・システム１１２により、幾何学を使用して、ＥＣＴ走査の各回転角度ごとに特定の透過カウント・レートを求めることができる。所与の角度でのこのカウント・レートは、その所与の角度での身体に対する透過率である。このカウント・レートをＣｒ（ｉ）と表すことができる。この場合、（ｉ）は、所与のＥＣＴ走査角度に対する回転角度である。各角度ごとのカウント・レートＣｒ（ｉ）は、輪郭情報を介して供給できる対象の幅および長さに依存する。いくつかの周知の技法を使用して身体の輪郭データを得ることができる。
【００５１】
各ＥＣＴ角度ｉごとのカウント・レートＣｒ（ｉ）が与えられ、所与の透過走査に必要な最小カウント数Ｃｏが与えられた場合、コンピュータ・システム１１２は、下記の関係に従って各ＥＣＴ角度での透過に必要な最小時間を算出することができる。
Ｔｓ（ｉ）＝Ｃｏ／Ｃｒ（ｉ）
【００５２】
次いで、各角度ごとの透過継続時間Ｔｓ（ｉ）がコンピュータ・システム１１２のメモリ１０２に記憶される。所与の回転角度ｉに関しては、本発明は継続時間Ｔｓ（ｉ）の間しか患者に透過放射線を照射しない。このプロセスは、各回転角度が完了するまで継続する。この情報に基づいて、コンピュータ・システム１１２によって（周知の方法および手順を使用して）再構成が実行され、対象の３次元透過マップが生成される。このことから、各回転角度ごとに完全な非一様減衰補正マップが導かれる。本発明のこの実施形態は、それぞれの異なる透過照射の数（たとえば、各回転角度ごとに１回）のために患者の透過照射線量を減少させるうえで特に有利である。
【００５３】
本発明の範囲内で、前述の動作の代替動作として、すべてのＥＣＴ角度にわたって一様な走査速度を適用することもできることが理解されよう。
【００５４】
前述のＥＣＴ技法を使用する本発明の一実施形態は、９０°に配向させた２つの検出器１０、１２を使用し、かつ両方の線源２０、２２を使用して、各検出器によってそれぞれ前方透過情報および横方向透過情報が同時に収集されるように患者に沿って走査を行う。そのような場合、線源は患者の長軸に沿った前走査中に同時に患者に放射される。次いで、検出器の透過マップから値Ｃｍ（横方向）およびＣｍ（前方）を算出することができる。前述のように、この情報を使用して、検出器対の各回転角度ごとに最小透過継続時間を得ることができる。次いで、各角度ごとの通常の透過走査を実行することができる。
【００５５】
ＩＩＩ．可変ライン・フィルタ実施形態
本発明は、線源アセンブリ２０および２２内で使用される可変ライン・フィルタの実施形態を含む。議論上、本明細書では線源アセンブリ２２の詳細を例示するが、この議論が線源２０にも同様に当てはまることが理解されよう。本発明のこの実施形態では、線源アセンブリ内の線源を囲むように回転可能に取り付けられたいくつかの異なる形状のフィルタを使用する。制御装置によって、透過走査中にシンチレーション・カメラのそれぞれの異なる投影角度ごとに所定の位置へ回転させることができる特定の線源フィルタを選択することができる。
【００５６】
図８を参照すると、線源アセンブリ２２の概略図（断面）が示されている。線源２２ｂは、アセンブリの中央に示されており、この線源２２ｂはそれぞれの異なるフィルタ３０２および３０１によって囲まれている。配向のためにコリメータ・スリット２２ｃが示されている。フィルタ３０２および３０１は、線源２２６の周りで設置位置へ回転できるように取り付けられる。図８は、設置位置にあるフィルタ３０２を示す。制御装置が、それぞれの異なるフィルタを設置できるように線源の周りでのフィルタの回転を制御する。図のように、フィルタ３０２はフィルタ３０１よりも寸法が大きく、したがって設置時により大きなフィルタ能力を提供する。フィルタ３０１および３０２は楔形（たとえば、端部が厚く、中央部が薄い）のものとして示されているが、フィルタは本発明の範囲内の任意の一般的形状またはプロファイルを使用することができる。
【００５７】
設置されたフィルタの目的は、透過線源２２ｂの一部が、撮像中の対象５を越えてシンチレーション検出器１２に直接放射されたときに発生する高い検出カウント・レートを減少させることである。図８に示したように、フィルタは楔フィルタであり、検出器の視野の外側で最も厚く、内側（中心部）の方へ厚さが減少していき、中心部では、撮像中の対象５を貫通するために最大束を有する必要がある。線源のそれぞれの異なる部分が直接、検出器に照射されるそれぞれの異なる放出投影では、必要に応じて異なる形状のフィルタが設置位置へ回転する。これによって、対象５の外側の方へカウント・レートが減少され、同時に、対象の内側での必要な貫通が可能になる。したがって、本発明は、走査中にそれぞれの異なる投影角度を通過するため、検出器のそれぞれの異なる部分（非妨害部分）が直接線源へ照射されるＥＣＴ走査時には、一定のフィルタが不利であることを認識している。
【００５８】
図９は、本発明の簡略化線源アセンブリ２２の他の断面図を示す。図のように、線源２２ｂは可変寸法および可変形状の４つのフィルタ３０１、３０２、３０４、３０７によって囲まれる。フィルタどうしは、線源２２ｂの周りで（時計回りまたは逆時計回りに）回転できるように回転可能に取り付けられる。使用時の任意の一時点には１つのフィルタしか設置されない。線源アセンブリ２２にはコリメート・スリット２２ｃも示されている。フィルタ３０２も設置位置に示されている。
【００５９】
図１０は、本発明のこの実施形態の走査線源アセンブリ２２のより詳しい断面図を示す。図のように、アセンブリ２２は上方カバー２２ｄと下方カバー２２ｆとを有している。上方カバー２２ｄによって囲まれる鉛遮蔽２２ｅがある。シャッタ・アセンブリは、鋼製配管２２ａｃを囲む鉛遮蔽２２ａｂで構成される。配管２２ａｃは、鉛遮蔽２２ａｂに対して回転できるように回転可能に取り付けられる。同じことが遮蔽２２ａｂにも当てはまり、遮蔽２２ａｂは配管２２ａｃに対して旋回することができる。線源アセンブリ２２のコリメート・スリット２２ｃも示されている。
【００６０】
図１０はさらに、制御ジャンクション３１０によって囲まれた線源２２ｂの断面図を示す。Ｔｃ９９ｍが充填された線源、あるいはＧｄ１５３、またはＡｍ２４１、またはＣｏ５７を使用する線源を含め、いくつかの異なるタイプの線源２２ｂを本発明のこの実施形態の範囲内で使用することができる。複数のフィルタ３０１、３０４、３０２、３０７は、制御ジャンクション３１０に取り付けられ、このように、線源２２ｂを囲むように回転可能に取り付けられる。フィルタを線源２２ｂを囲むように回転可能に取り付けるいくつかの周知の方法があり、図１０に示した実施態様が例示的なものであることを理解されたい。下方カバー２２ｆは鉛遮蔽２２ｇを囲んでいる。フィルタは、線源２２ｂから放出される放射線を減衰させるいくつかの異なる材料で構成することができ、そのような１つの材料は銅である。さらに、制御ジャンクション３１０に取り付けることができるフィルタの数は変えることができ、その数はフィルタの寸法および物理特性のための制約しか受けず、本明細書中の２つおよび４つのフィルタの例示が例示的なものに過ぎないことを理解されたい。
【００６１】
フィルタ３０１は、設置位置に示されており、制御ジャンクション３１０は、必要に応じて他のフィルタを設置するように回転する。設置されたフィルタ３０１は、線源２２ｂからの放射線がシャッタ・アセンブリ２２ａｂおよび２２ａｃを通過する前にこの放射線を減衰させるように働く。次いで、この放射線は線源アセンブリ２２から放出される前にスリット２２ｃによってコリメートされる。本発明の代替実施形態では、シャッタ・アセンブリ２２ａｂおよび２２ａｃの後方の、シャッタ・アセンブリとコリメート・スリット２２ｃとの間にフィルタ構造を配置できることが理解されよう。そのような代替実施形態では、設置されたフィルタ以外の残りのフィルタが、透過に干渉しないように位置決めされている間、設置されたフィルタに放射線が照射される。
【００６２】
図１１は、（頂部に見える）下方カバー２２ｆから見た線源アセンブリ２２の外形図である。上方カバー２２ｄも示されている。アセンブリ２２の側部には２つの制御ロッド３１４および３１２が結合される。制御ロッド３１２は、シャッタ・アセンブリ２２ａｂおよび２２ａｃに結合され、シャッタ・アセンブリの開閉（または部分的開放）を制御する。制御ロッド３１４は、フィルタ・アセンブリの制御ジャンクション３１０に結合され、制御ジャンクション３１０の回転を制御する。したがって、制御ロッド３１４は、線源２２ｂの周りでのフィルタの回転を制御し、特定のフィルタの設置を制御する。制御ロッド３１２と制御ロッド３１４は共に、それぞれ、別々のコンピュータ制御式モータ３１２ａおよび３１４ａによって始動される。アクチュエータの多数の異なる実施形態を本発明の範囲内で矛盾なしに使用できるが、例示的なモータ３１２ａおよび３１４ａは、時計回りにも逆時計回りにも回転することができ、コンピュータ・システム１１２などのコンピュータ・システムからディジタル的に制御されるステッパ・モータ設計のものでよい。前述の実施態様の下では、シャッタ・アセンブリ２２ａｂおよび２２ａｃとフィルタ・アセンブリは共にコンピュータ制御される。
【００６３】
可変フィルタの使用法
下記では、本発明の可変フィルタ構造のこの実施形態の使用法について説明する。この実施形態は、ＥＣＴ検査で使用することも、あるいは（全身走査など）ＥＣＴ運動を必要としない検査で使用することもできる。ＥＣＴ運動を必要としない透過検査では、対象の妨害を受けない検出器の量を求めるために走査中の対象を評価することができ、この量に基づいて、検出器のこの非妨害部分を補償する適当な寸法および形状のフィルタを選択することができる。次いで、手動で、あるいはコンピュータ制御の下で、線源アセンブリ２２またはアセンブリ２０および２２内に妥当なフィルタが設置される。身体の輪郭情報（下記参照）を使用することによって、対象の妨害を受けない検出器の量を求めることができる。
【００６４】
図１２は、本発明の可変フィルタ実施形態をＥＣＴ走査に使用することを表す処理フロー３５０を示す。プロセスは論理ブロック３５４から開始し、対象の形状が判定され、身体の輪郭情報が得られる。走査中の対象のプロファイルを得る方法および装置は、「PROXIMITY DETECTOR FOR BODY CONTOURING SYSTEM OF A MEDICAL CAMERA」と題し、米国特許第５３７６７９６号として１９９４年１２月２７日に発行された米国特許出願第０７／９８１８３３号で開示されている。この特許を引用によって本明細書に編入する。この特許は、身体のプロファイル・データをまとめることによって走査すべき対象に関する身体の輪郭情報を構成することを開示するものである。しかし、身体の輪郭を得るための前述の方法および装置が例示的なものに過ぎず、そのようなデータを収集するいくつかの異なる周知の方法があることが理解されよう。いずれの場合も、身体の輪郭情報は通常、将来使用するために呼び出せるようにコンピュータ・システムのメモリ（たとえばＲＡＭ１０２）に記憶される。
【００６５】
図１２の論理ブロック３５６で、ＥＣＴ走査セッション中に、コンピュータ・システム１１２は、シンチレーション検出器の特定の回転角度に関する、線源アセンブリ（たとえば、アセンブリ２２）が放射する透過走査中に対象の妨害を受けない検出器（たとえば１２）の量を求める。この量を求めるには、対象の既知の身体の輪郭およびシンチレーション検出器の回転角度が与えられた場合に、周知の幾何学的手順を使用する。この結果は次式のように表すことができる。
Ｘｕｎｏｂｓｔｒｕｃｔｅｄ＝Ｆ（ｔｈｅｔａ，ｃｏｎｔｏｕｒ）
【００６６】
上式で、Ｘｕｎｏｂｓｔｒｕｃｔｅｄは、透過中に対象の妨害を受けない検出器の視野の量であり、ｔｈｅｔａは現回転角度であり、ｃｏｎｔｏｕｒは走査中の身体の部分に関する身体の輪郭データベース情報である。前述の手順では、ガントリ構造の構成（たとえば、対象に対する検出器の位置）と走査中の対象の位置が知られていると仮定している。回転角度および輪郭データが与えられた場合に、検出器の非妨害部分を算出するのに必要なプロセスはよく知られており、本発明の範囲内でいくつかの異なる幾何学的関係を矛盾なしに使用することができる。
【００６７】
次いで図１２の論理ブロック３５８で、本発明は、検出器の非妨害部分を補償し、検出器の視野の非妨害部分上のカウント密度を最小限に抑えるために設置すべき最も妥当なフィルタを選択するようコンピュータ・システム１１２に命令する。たとえば、ＥＣＴ回転角度が小さく、対象の側部が走査されている場合、検出器の非妨害部分は大きく、比較的厚い面を有するフィルタが使用される。あるいは、ＥＣＴ回転角度が大きく、対象の前部を走査している場合、比較的薄くより小さな面を有するフィルタが選択される。妨害部分用の列と対応するフィルタ・タイプ用の列とを有するデータベースをメモリ１０４内に構築することができる。コンピュータ・システム１１２は次いで、密な合致が発生するまで、検出器の視野の算出された非妨害部分（Ｘｕｎｏｂｓｔｒｕｃｔｅｄ）と適切なデータベース列を比較する。次いで、コンピュータ・システムはデータベースの対応する項目に基づいて、使用すべき妥当なフィルタを選択する。選択されたフィルタは、検出器の非妨害部分に対するカウント・レートを最小限に抑えるが、妨害される検出器部分には対象を通して十分なカウント・レートをもたらすフィルタである。
【００６８】
図１２の論理ブロック３６０で、コンピュータ・システム１１２は、制御ロッド３１４を回転させ、妥当な（たとえば、選択された）フィルタが設置されるように制御ジャンクション３１０を始動するようモータ３１４ａに命令する。妥当なフィルタが選択できるように制御ジャンクション３１０上にフィルタが設置される順序を示すフィルタ順序データベースをコンピュータ・システム１１２が記憶していることが理解されよう。さらに、フィルタのタイプと、制御ジャンクション内のフィルタの位置を自動的に報告するために識別回路を使用することもできる。２進コード化を使用するそのような識別回路は、当技術分野でよく知られている。
【００６９】
次いで論理ブロック３６２で、本発明は、妥当なフィルタを使用して必要な透過を実行するよう線源アセンブリ（たとえば２２）に命令する。次いで、シャッタ・アセンブリ２２ａｂ、２２ａｃを開放することができる。次いで論理ブロック３６４で、本発明は、さらにＥＣＴ回転角度が必要かどうかを判定する。そうでない場合、プロセスは論理ブロック３６８で終了する。そうである場合、プロセス３５０は論理ブロック３６６に流れ、検出器（たとえば１２）が新しい回転角度に位置決めされるようにガントリ５０が始動され、次いで、論理ブロック３５６が新しいｔｈｅｔａ値と共に再開される。
【００７０】
プロセス３５０の実行時に、可変フィルタを使用して対象の透過マップが収集される。次いで、この透過マップは、放出検査時にシンチレーション検出器によって収集される画像データを補正するために使用できる１組の非一様減衰補正係数を構成するために本発明によって使用することができる。この１組の減衰補正係数を使用して、対象の身体によってもたらされる放出放射線の非一様減衰が補正される。
【００７１】
ＩＶ．二重線源およびスライディング二重透過検出窓
二重シンチレーション検出器環境での透過走査および放出走査時の側方散乱（またはクロストーク）の影響を軽減する本発明の実施形態について説明する。本発明の実施形態は、透過データと放出データが同時に収集される前述のシステム内でも動作する。本発明のこの実施形態では、２つのスライディング透過検出窓が使用され、２つの走査線源アセンブリ２０および２２（走査線源とも呼ぶ）と共に検出器表面を横切って移動する。透過検出窓は、電子的に生成され、検出器の視野内の特定の領域を特定するために使用される。本発明の実施形態内の下記のすべての議論では、各検出器（たとえば、検出器１０および１２）がコリメートされ、さらに、本発明のこの実施形態が（１）同時放出／透過走査、または（２）順次放出／透過走査を実行するガンマ・カメラ内で実施できることを仮定している。
【００７２】
２つの線源および２つのスライディング窓は同期的に移動して検出器の視野を走査し、所与の位置では、すべて単一の空間平面内に位置する（たとえば、２つの線源の長軸および２つの透過検出窓の長さが単一の空間平面内で整列する）。この空間平面は対象または走査中の患者の長軸に対して横方向に広がっている。特に、図１のガンマ・カメラ構造を考えた場合、この空間平面は２つのガントリ・リング５０を通過する軸に垂直である。この二重線源走査構成を使用した場合に、線源から放出されるクロストークまたは散乱放射線は、その線源に結合されていない検出器（たとえば、線源に直接面していない検出器）では放出データとして検出されない。第２に、放出クロストークの影響も軽減される。
【００７３】
検出器１０および１２の視野内に特定されるスライディング透過窓は、透過放射線のエネルギー・レベル内の光子のみを検出するようにコンピュータ・システム１１２によってプログラムされる。窓内で検出される放射線レベルの光子はカメラ・システムによって無視される。シンチレーション検出器内に窓領域を電子的に特定する能力は当技術分野ではよく知られている。たとえば、１９９４年４月１９日に発行され、本発明の出願人に譲渡され、追跡ズーム領域または「ロービング」ズーム領域について論じた、「Apparatus and Method for Automatic Tracking of a Zoomed Scan Area in a Medical Camera System」と題する米国特許第５３０４８０６号を参照されたい。知られているように、検出器の視野内に窓領域を特定させ、視野領域を横切って移動させることができ、獲得処理によって、窓内のシンチレーション検出器が検出する何らかのデータを収集することも、あるいは無視することもできる。
【００７４】
本発明の横配向二重線源走査・二重透過検出窓構成を図１３Ａ−Ｃに示す。検出器１０および１２は９０°構成で示されている。検出器１０は、線源アセンブリ２０に結合されていると言われ、検出器１２は、線源アセンブリ２２に結合されていると言われる。光子放射を検出器表面にコリメートするために各検出器１０および１２の前方に別々のコリメータ４２５が位置している。前述のように、各線源アセンブリ２０および２２はそれ自体のコリメート・スリットを有する。透過窓領域４１２は、検出器１２の視野（ＦＯＶ）内に配置され、線源アセンブリ２２に対応する。この窓領域４１２は、Ｙ軸に沿った検出器１２の視野の長さだけ広がり、（Ｘ軸に沿った）幅は、線源アセンブリ２２から放出されたコリメートされた透過放射線を検出する（かつ含む）のに十分な大きさである。線源アセンブリ２２の長軸は、前述のようにＹ軸に沿って延びている。別の透過窓領域４１０も、検出器１０の視野（ＦＯＶ）内に配置され、線源アセンブリ２０に対応する。この窓領域４１０はＺ軸に沿って検出器４１０の視野の長さだけ広がり、（Ｘ軸に沿った）幅は、線源アセンブリ２０から放出されたコリメートされた透過放射線を検出する（かつ含む）のに十分な大きさである。線源アセンブリ２０の長軸は、前述のようにＺ軸に沿って延びている。
【００７５】
透過放射線を収集するために、線源アセンブリ２０および２２は、Ｘ軸に沿って移動し、検出器１０および１２の透過検出窓内で検出される透過放射線によって対象を走査する。線源アセンブリが互いに同期してＸ軸に沿って移動するにつれて、結合された透過窓領域４１０および４１２もＸ軸に沿って、それらに結合された線源アセンブリに同期して移動する。
【００７６】
線源アセンブリおよび透過検出窓のＸ軸に沿った進行を図１３Ａ−Ｃに示す。Ａでは、２つの線源２０、２２および２つの透過検出窓４１０、４１２はＸ軸に沿った所定の（開始）位置に示されている。Ｂでは２つの線源および透過検出窓は次の（中間）Ｘ軸位置に示されている。Ｃでは２つの線源および透過検出窓は他の（最終）Ｘ軸位置に示されている。実際上、電子機器では、透過検出窓４１０、４１２は、検出器ＦＯＶを横切って線源に同期して走査され、透過データを受け入れ、放出エネルギー・レベル内の光子放射を拒否するための２つの空間受け入れ窓を生成する。透過走査動作は、検出器のＦＯＶを横切って逆方向へ、たとえば図１３ＣからＡへと行うこともできることが理解されよう。
【００７７】
（図４の）コンピュータ・システム１１２が、透過検出窓４１０、４１２を特定し、透過走査時に検出器１０および１２の表面に沿ってこの検出窓を変位させ、あるいは走査するようにプログラムされることが理解されよう。透過検出窓を特定し、そのような窓を検出器の視野に沿って走査することは、たとえば前述の「A Scanning Line Source for Simultaneous Emission and Transmission Measurements in SPECT」と題する文献でTan 等によって教示されたように、当技術分野ではよく知られている。
【００７８】
この構成では、Ｘ軸に沿った任意の点で、２つの線源２０および２２ならびに２つの透過検出窓４１０および４１２は空間ＹＺ平面内に位置する。本発明の横線源アセンブリのＸ軸に沿った位置にかかわらずに、２つの走査線源２０および２２の長軸ならびに２つの透過検出窓４１０および４１２の長軸は、単一のＹＺ空間平面内に残る。たとえば、図１３を参照されたい。
【００７９】
この構成の下では、二重線源アセンブリおよび二重透過検出窓の長軸は、走査中の対象（たとえば、Ｘ軸に沿っていると仮定する）の長軸に垂直（長軸に対して横方向に広がっている）な空間ＹＺ平面内にある。したがって、本発明の構成を「横」透過構成と呼ぶ。
【００８０】
走査中には、線源から透過放射線が放出され、この透過放射線が、所望の対象を通過した後にシンチレーション検出器によって検出される。同時に、対象から放出放射線が放出され、検出器によって検出される。本発明内では、透過放射線を使用して、走査中の対象の非一様減衰補正マップが作成される。透過検出窓４１０および４１２内では透過光子（たとえば、透過エネルギー範囲内で検出される光子）しか検出されない。透過検出窓内では放出光子（たとえば、放出エネルギー範囲内で検出される光子）は無視される。線源と検出器のコリメートおよび本発明の構成のために、透過検出窓４１０および４１２の外側では透過光子は検出されない。透過検出窓４１０および４１２内では透過情報が検出され収集されるが、検出器のＦＯＶの残りの部分は放出データを検出し収集する。
【００８１】
図１４は、本発明の横構成がどのように、放出画像を汚染する透過光子の側方散乱の影響を実際上なくするかを示すものである。基本的に、（本発明の構成内の）線源コリメートおよび検出器コリメートでは、（１）非散乱透過光子が放射線源に結合された検出器の透過検出窓に当たり、（２）側方散乱透過光子は、放射線源（たとえば、直交線源）に結合されていない検出器の透過検出窓で検出される。たとえば、線源２０によって放射された非散乱透過光子は透過検出窓４１０内で検出され、線源２０によって放射された散乱透過光子は透過検出窓４１２内で検出され、線源２２から放出された透過光子の場合はこの逆になる。前述のことは、透過検出窓が（図１４の平面に出入りする方向の）Ｘ軸に沿って同期的に走査されるので線源および透過検出窓の位置にはかかわらずに正しい。
【００８２】
本発明の範囲内で様々な光子放射源を使用することができる。例示的な実施態様は、放出放射線源としてＴＩ２０１（１００ｋｅＶ）を使用し、透過放射線源としてＧｄ１５３（７２ｋｅＶ）を使用することである。図１４は、本発明の検出器構成の（ＹＺ平面での）断面図を示す。本発明の構成は、ＴＩ透過検出窓４１０および４１２内のＧｄ散乱を拒否する。線源２２および２０の側面図が示され、検出器１０および１２は９０°構成で示されている。前述のように、検出器はそれぞれコリメートされている。
【００８３】
線源２２から経路４３６に沿って１００ｋｅＶ透過光子（Ｇｄ１５３）が放出され、対象５内で側方散乱すると、結合されていない透過検出窓４１０内（たとえば直交検出器内）で検出される。線源２２から放出された透過放射線は、結合された検出窓４１２によって検出されるべき（たとえば、光子散乱がない）なので、検出窓４１０は線源２２には結合されない。本発明の構成のために、この側方散乱光子は強制的に窓４１０内で検出され、そうでない場合は検出器のコリメータによって吸収されて検出器１０ではまったく検出されない。（１つの散乱事象しか発生しないと仮定すると）検出器１０内にも検出器１２内にも、透過検出窓以外に側方散乱透過光子が到達できる位置はない。
【００８４】
対象５内の散乱によって、透過光子のエネルギーが低減され、したがって、この散乱は、透過検出窓４１０内で（放出エネルギー・レベルの）７２ｋｅＶの範囲で検出される。しかし、本発明では、窓４１２は透過エネルギー・レベル（たとえば１００ｋｅＶ）の光子にしか応答しない。したがって、（ＴＩ２０１カウントを有する）この散乱透過光子は、透過検出窓によって拒否され、検出器１０では記録されない。検出器１０のＦＯＶ内の他の位置で検出されたＴＩ２０１光子は妥当な放出光子として記録される。光子が図１４の（ＹＺ）平面から側方散乱した場合、検出器１０のコリメートのために、光子は検出器１０では検出されないであろうことが理解されよう。また、線源２２がコリメートされるので、非散乱透過光子は検出器１２の窓４１２の外側では検出されない。
【００８５】
図１４によって示したように、経路４３８によって示した線源２０から放出された透過放射線（１００ｋｅＶ）の結果として側方散乱が発生することもある。透過光子は、対象５を通して側方散乱し、本発明の構成のために、側方散乱光子は、結合されていない検出窓４１２内で検出される。しかし、散乱後、光子はエネルギーを失い、７２ｋｅＶエネルギーの光子となる。窓４１２は透過エネルギー・レベル（この例では１００ｋｅＶ）の光子にしか応答せず、したがってこの側方散乱光子は無視される。側方散乱光子は、図１４のＹＺ平面内に残らなかった場合は、検出器１２のコリメータによって止められ、まったく検出されなかったであろう。検出器１２のＦＯＶの残りの部分は、７２ｋｅＶエネルギー・レベルの放出放射線を自由に検出し収集することができる。線源２２および検出器１２がコリメートされるので、窓４１２の外側では非散乱透過光子は検出されない。線源２０がコリメートされるので、窓４１０の外側では非散乱透過光子は検出されない。
【００８６】
本発明の結果として、側方散乱透過光子は、放出データを収集する検出器の領域の内側に当たることはできない。これによって、二重検出器ガンマ・カメラの放出画像内の側方散乱透過データの汚染が実際上なくなる。散乱透過光子が透過検出窓の内側に当たると、本発明のデータ獲得電子機器（たとえば、回路１２０またはコンピュータ・システム１１２）によってエネルギーが区別されるために散乱光子は実際上なくなる。
【００８７】
放出画像では、線源２０および２２から放出された側方散乱光子が、（１）（それぞれ）結合されていない検出器領域４１２および４１０の内側に当たり、したがって無視され、あるいは（２）検出器のコリメータによって吸収され、まったく検出されないので、側方散乱汚染は発生しない。さらに、散乱しない（線源によって放出された）透過放射線は、結合された透過検出窓４１０および４１２内で検出され、放出画像を汚染することはない。本発明内では、側方散乱のための影響を推定し軽減するために追加測定を実施する必要はない。
【００８８】
図１４Ｂは、図１４Ａの構成の結果として検出された光子のエネルギー分布を示す。図１４Ｂに示したように、陰影付きの領域４０４は、放出Ｇｄ光ピークと散乱放射を表す。図のように、散乱分布は、透過ＴＩ窓に収まる。ＴＩ光ピーク分布４０３も示されている。
【００８９】
走査線源システムが、ＴＩ２０１（１６７ｋｅＶ）を放出光子として使用するシステムのＧｄ窓でＴＩ散乱を実際上拒否し、透過用にＧｄ１５３（１００ｋｅＶ）が使用される本発明の実施態様が図１５に示されている。この構成では、放出クロストークの影響が軽減される。この結果得られるＧｄ透過画像では実際上、放出側方散乱汚染は発生しない。たとえば、放出光子は、対象５から散乱し、経路４３４をたどり、エネルギーを失う。放出光子は次いで、透過検出窓４１０の内側に当たり、エネルギー・レベルが透過１００ｋｅＶ光子となる。しかし、検出窓４１０の内側の透過Ｇｄカウント・レートは、１６７ｋｅＶ放出側方散乱からの下方散乱よりもはるかに高い。線源コリメートおよび検出器コリメートによって、非散乱透過放射線は必ず、透過検出窓自体が結合された検出器の透過検出窓の内側に当たる。透過検出窓の内側で発生するＧｄカウントは受け入れられ、透過検出窓の外側に線源コリメート手段無効Ｇｄ光子が存在するので、可動透過検出窓の外側のＧｄカウントは拒否される。
【００９０】
図１５Ｂは、図１５Ａの構成の結果として検出された光子のエネルギー分布を示す。図１５Ｂに示したように、陰影付きの領域４０２は、ＴＩ光ピークと散乱放射を表す。図のように、散乱分布は、透過Ｇｄ窓に収まる。Ｇｄ光ピーク分布４０１も示されている。
【００９１】
図１６ＡおよびＢは、本発明の横透過検出窓構成が、透過検出窓の軸方向配向でない側方散乱を低減するうえで有利であることを示すものである。軸方向配向とは、検出窓の長軸および患者の長軸がＸ軸に沿った位置にあることを意味する。図１６Ａは、線源および透過検出窓の長軸を患者に対して横方向に配置させた本発明の構成を示す。図１６Ｂは、線源および透過検出窓の長軸を患者に対して軸方向に配置させた本発明の構成を示す。どちらの構成でも、例示的な実施態様では、放出放射線源用にＴＩ２０１を使用し、透過放射線源としてＧｄ１５３を使用する。
【００９２】
たとえば、図１６Ａは、ＹＺ平面で透過検出窓に沿って切られた本発明の透過構成の断面図を示す。本発明内では、線源および透過検出窓の長軸は対象に対して横方向（たとえば、Ｘ軸に垂直）に配向させる。前述のように、検出器１２と検出器１０は互いに垂直に配置され、窓４１２および４１０は断面の配向のために検出器表面に沿って延びる。透過光子は、線源２２から経路４８２に沿って放出され、図１６Ａの平面内で散乱し、検出器１０の窓４１０内で検出される。前述のように、この透過光子は、透過窓４１０が透過エネルギー・レベルの光子にしか応答しないため、透過データからは除外される。
【００９３】
しかし、透過検出窓の長軸を対象の軸方向に（たとえば、Ｘ軸に沿って）配向させるものと仮定する。この場合も、（ＹＺ平面内の）図１６Ｂの断面図は、検出器１０と検出器１２が９０°に配向していることを示すが、検出器１２に結合された透過検出窓の断面は領域４７２として表示されている。検出器１０に結合された透過検出窓の断面は４７４として示されている。これらの透過検出窓４７２および４７４の長軸は図１６Ｂのページに出入りする方向へ延びる。この断面図では、線源２２も、図のように円に見える。経路４８４をたどる透過光子が対象５から散乱すると仮定すると、この光子は検出器１０に当たることができるが、透過検出窓４７４に当たるとは限らない。図１６Ｂに示したように、側方散乱光子は、検出器１０のＦＯＶの放出記録部分の内側に当たる。この場合、散乱のための光子からのエネルギー損失によって散乱のエネルギー・レベルが放出エネルギー・レベルに低下するので、透過光子が誤って放出光子として検出される。したがって、横走査線源および横配向可動透過検出窓を使用した場合、軸方向配置透過検出窓内では側方散乱汚染はなくならない。これが、本発明が横走査線源および横配向可動透過検出窓を使用する１つの理由であり、こうすれば、側方散乱汚染は実際上なくなる。
【００９４】
本発明の横二重透過線源走査構成は、汚染を受けない（たとえば、側方散乱汚染を受けない）透過データを収集するために使用される。本発明によって収集された透過データまたは「カウント」は、コンピュータ・システム１１２（図４）のメモリ１０２などのコンピュータ・メモリに記憶される。透過データは、コンピュータ・プロセッサ１０１によって、周知の手順を使用して非一様減衰補正係数に変換される。この非一様減衰補正係数も、図４のメモリ１０２や、場合によってはメモリ１０４などのコンピュータ・メモリに記憶される。前述のように、非一様減衰補正係数は、走査中の対象からの非一様減衰を補償するようにガンマ・カメラ・システムから収集された放出データを補正するために、コンピュータ・プロセッサ１０１によって周知の手順で使用される。
【００９５】
Ａ．ズーム追跡との組合せ
本発明の横二重スライディング検出窓・二重透過線源システムの実施形態は、（たとえば、心臓検査などで）特定の所望の器官の詳細な画像を与えるズーム追跡窓と共に有利に使用される。二重検出器システム内のズーム追跡実施態様の詳細は、１９９４年４月１９日に発行され、本発明の出願人に譲渡された、「Apparatus and Method for Automatic Tracking of a Zoomed Scan Area in a Medical Camera System」と題する米国特許第５３０４８０６号に記載されている。この開示によれば、検出器電子機器またはコンピュータ・システム、あるいはその両方のデータ獲得プロセス内で各検出器ごとのＦＯＶ内に特殊なズーム窓（または領域）が特定される。この窓は、撮像中の患者の特定の器官、たとえば心臓に合致する検出器の視野をカバーするように特定される。検出器電子機器は、ズーム窓内で検出された放出放射線のための画像の拡大を行う。
【００９６】
検出器が、ＥＣＴ移動の下で対象のを横切ると、ズーム窓は、心臓（またはその他の所望の器官）が中心のくるようにし、かつ各ズーム窓のＦＯＶ内に収まったままになるように、検出器の表面に対して変位（「移動」）する。ズーム窓は実際上、各ＥＣＴ回転角度ごとに心臓を追跡する。このズーム窓は、追跡中の器官（たとえば心臓）から放出放射線を検出する。ズーム窓が検出器のＦＯＶ全体よりも小さいので、ガンマ・カメラの画像レンダリング能力をズーム窓上に合焦することができ、その結果得られる画像生成品質が向上する（たとえば、解像度が増加する）。ズーム窓内に特定される画素の寸法は実際上、完全ＦＯＶ寸法に対して減少させることができる。
【００９７】
図１７は、横二重検出器透過窓・二重線源走査構成と共にズーム追跡を実施することを示すものである。そのような場合、ズーム窓４５２および４５４は、検出器の表面上に特定され、対象の周りでの検出器１０および１２のＥＣＴ回転が行われたときに、矢印４５２ａおよび４５４ａで示したように上下して所望の対象を追跡する。所与の角度で、ズーム窓は固定されたままであり、各角度間にしか移動しないことが理解されよう。例示的な構成では、特定の検出器のＦＯＶの面積はおよそ５１ｃｍ×３１ｃｍであり、特定のズーム窓の面積は３０ｃｍ×３０ｃｍまたは３８ｃｍ×３８ｃｍであってよい。検出器１０および１２は、各回転角度ごとにズーム領域４５２および４５４内でのみ放出データ（たとえばカウント）を電子的に収集する。検出器１０および１２のＦＯＶ全体が放出放射線を検出することができるが、ズーム窓（領域）内で検出された放射線のみが記憶され画像再構成に使用されることが理解されよう。
【００９８】
本発明のこの態様によれば、２つのロービング・ズーム窓内で放出データが収集されるのと同時に、走査透過検出窓４１０および４１２内で透過データも収集される。例示的な実施態様は、放出放射線源用にＴＩ２０１を使用し、透過放射線源としてＧｄ１５３を使用することである。図１７には示していないが、２つの走査線源も存在し、前述のように２つの透過検出窓に同期して移動する。各回転角度ごとに、横透過検出窓は、前述のように矢印４１２ａおよび４１０ａに従って検出器のＦＯＶを横切って走査し、透過データを収集する。各回転角度ごとに、ズーム窓４５２および４５４は新しい空間位置へ移動して所望の対象を追跡する。しかし、走査透過検出窓４１２および４１０とは異なり、所与の回転角度で、ズーム窓４５２および４４は、次の回転角度に入るまで固定されたままである。
【００９９】
本発明の透過検出窓４１０および４１２は、透過エネルギー・レベルの光子のみを報告し、検出されたその他の光子、たとえば、（１）散乱した透過光子および（２）散乱しない放出光子の結果として生じる放出エネルギー・レベルの光子を拒否する。ズーム領域４５２および４５４は、線源および検出器のコリメートのために、無効な透過データは２つの透過検出窓４１０および４１２の外側に当たるはずなので、放出光子を報告する。
【０１００】
図１７に示したように、透過検出窓４１０および４１２は、それらに結合された検出器のＦＯＶを横切って走査する際に、ズーム窓４５２および４５４に部分的に合致することが可能である。こうなったときに、透過検出窓と重複するズーム窓の領域（たとえば４５２ｂおよび４５４ｂ）は透過検出窓として働き、放出エネルギー・レベルの光子を拒否するように働く。領域４５２ｂおよび領域４５４ｂは実際上、透過エネルギー・レベルの光子を収集し、放出光子を拒否する。しかし、透過検出窓はシンチレーション検出器のＦＯＶを横切って移動するので、この状態は一時的なものである。
【０１０１】
図１８および図１９は、ロービング・ズーム追跡窓と共に使用される本発明の走査透過線源実施形態によって実行される処理タスク５１０の流れ図を示す。例示的な実施態様は、放出放射線源用にＴＩ２０１を使用し、透過放射線源としてＧｄ１５３を使用することである。処理は論理ブロック５１２から開始し、患者がガンマ・カメラ・システム（たとえば、図１に示したシステム）に配置され、ガンマ・カメラが初期構成され初期設定される。２つの検出器１０および１２は、患者の周りで９０°の角度に配向される。論理ブロック５１２で、所望の対象（たとえば心臓）を位置付けるためにズーム領域が寸法および最初の配置に対して初期定義される。これは、（前述の）米国特許第５３０４８０６号に記載された手順および機構によって行うことができる。論理ブロック５１４で、検出器がまだ開始角度に位置していない場合、検出器がガントリ構造によってＥＣＴ検査に関する第１の角度に回転される。論理ブロック５１６で、最初の回転角度に対してて各検出器ごとにズーム窓（領域）の位置が算出される。これは、米国特許第５３０４８０６号に記載された手順および機構によって行うことができる。
【０１０２】
論理ブロック５１８で、２つの走査線源アセンブリ２０および２２が各検出器のＦＯＶを横切って走査して患者に放射線を照射し、検出器に結合された透過検出窓が、結合された線源に同期して走査を行う。このプロセスは、図１３Ａ−Ｃに示した構成を使用して行われる。走査速度はプログラム可能であるが、この構成向けの例示的な走査速度は１ｃｍ／秒である。患者に対する放射線照射量を減少するためにこのステップ中に（前述のように前走査継続時間に基づいて）走査速度の計算を行うことができることが理解されよう。
【０１０３】
論理ブロック５２０は論理ブロック５１８と同時に行われる。論理ブロック５２０で、本発明は透過検出窓（たとえば４１０および４１２）内の透過エネルギー・レベルの光子（１００ｋｅＶ）を検出し報告する。同時に、ロービング・ズーム領域（たとえば４５２および４５４）内の放出エネルギー・レベルの光子（たとえば７２ｋｅＶ）が検出され報告されるが、ロービング・ズーム領域内の透過エネルギー・レベルの光子は拒否される（あるいは、線源および検出器のコリメートのためにまったく検出されない）。
【０１０４】
論理ブロック５２２で、透過検出窓４１０および４１２内の放出エネルギー・レベルの光子（たとえば７２ｋｅＶ）が拒否される（たとえば、この光子は側方散乱の結果として生じたものである可能性がある）。側方散乱透過光子はこのステップ中になくなる。論理ブロック５２２が論理ブロック５２０と同時に実行されることが理解されよう。論理ブロック５２４で、本発明は、透過検出窓が検出器表面のＦＯＶを横切って走査する際に透過検出窓の一部がズーム窓と重複するかを検査する。そうである場合、論理ブロック５２６で、重複する領域中の透過エネルギー・レベルの光子が検出され報告され、重複する領域内の放出エネルギー・レベルの光子が拒否される。この重複は実際上、純粋な透過検出窓の一部とみなされる。処理は次いで、論理ブロック５２８へ流れる。論理ブロック５２４で、重複がない場合、処理は論理ブロック５２８へ流れる。論理ブロック５２４および論理ブロック５２６が実際上、論理ブロック５２２と同時に実行できることが理解されよう。
【０１０５】
論理ブロック５２８で、所与のＥＣＴ角度に関する透過走査動作および放出走査動作が完了し、妥当な透過画像データおよび放出画像データがコンピュータ・システム１１２に記憶され、その後他の角度で測定する必要があるかどうか判断される。他のＥＣＴ回転角度が必要である（たとえば、ＥＣＴセッションが完了していない）場合、論理ブロック５３０で、ガントリ構造が検出器１０および１２を新しい回転角度へ回転させられ、論理ブロック５１６が再開される。
【０１０６】
ＥＣＴ回転角度が完了した場合、ＥＣＴデータ獲得セッションは終了する。論理ブロック５３２で、各ＥＣＴ回転角度ごとに収集された透過データに基づいて非一様減衰補正マップが生成される。論理ブロック５３４で、患者の身体の非一様減衰を補正するために、論理ブロック５３４で生成された非一様減衰補正マップを含め（たとえば、直線性およびエネルギーに関する）周知の補正係数を使用して放出データが補正される。次いで論理ブロック５３６で、本発明は、診断の必要に応じて、（周知の再構成手順を使用して）補正された放出データを再構成し、再構成済みデータを表示する。
【０１０７】
Ｖ．ＳＦＯＶ放射獲得を使用するＬＦＯＶ透過獲得
本発明は、従来技術のシステムで行われた透過情報の再構成に関連する切り取りをなくすことに関する実施形態も含む。透過画像情報の切り取りが行われるのは、全身を撮像するのに必要な視野よりも小さな視野を使用して透過情報を収集するときである。放射情報もこの小視野（ＳＦＯＶ）によって収集される。この結果、放出データの解像度が高くなるが、透過走査中に全身が走査されず、透過データの切り取りという結果になる。その場合、直接には走査されなかった身体の領域の透過データを予想するために特殊なアルゴリズムが必要になる。透過データを補足するために身体の輪郭情報が使用される。
【０１０８】
本発明は、大視野シンチレーション検出器（たとえば２０インチ（５０．８ｃｍ）×１５インチ（３８．１ｃｍ））を使用するものであり、したがって、大視野獲得（ＬＦＯＶ）走査を使用して透過データを収集することができる。しかし、小さな器官（たとえば心臓）を撮像する際に画質を向上させるには、本発明によって、小視野を有するロービング・ズーム領域を使用して放出データを収集することができる。本発明内でロービング・ズーム領域を使用して放出データを獲得することは、１９９４年４月１９日に発行された「Apparatus and Method for Automatic Tracking of a Zoomed Scan Area in a Medical Camera System」と題する米国特許第５３０４８０６号に記載された技法に類似するものである。
【０１０９】
ＬＦＯＶ透過走査が行われるので、全身が走査され、透過切り取りは必要とされない。さらに、ＳＦＯＶ放射窓が使用されるので、結果として得られる放出画像の画質は高い。さらに、透過切り取りが行われないので、（たとえば、ＳＦＯＶ透過走査では収集されない透過データを予想するために）従来技術で行われた近似および補正は必要とされない。そのため、本発明は、高品質の放出画像だけでなく、完全で正確な透過マップ（たとえば、非一様な減衰補正マップ）も提供するという有利な結果をもたらす。
【０１１０】
本発明では、ＬＦＯＶ透過獲得走査およびＳＦＯＶ放射獲得走査を使用するので、一般に、透過走査による画素の数または放出走査による画素の数が一定であるため、透過データの画素寸法と放出データの画素寸法とは異なる。すなわち、透過走査に関する画素寸法は放出走査に関する画素寸法よりも大きい。本発明の範囲および趣旨内で多数の異なるマトリックス寸法を使用することができるが、議論のためだけに特定の例示的な寸法を例示する。たとえば、本発明は６４×６４撮像マトリックスを使用して、透過走査のために検出器の全視野（たとえば２０インチ（５０．８ｃｍ）×１５インチ（３８．１ｃｍ））をカバーすることができる。本発明は、６４×６４撮像マトリックスを使用して、特定の所望の器官（たとえば心臓）をたとえば１０インチ（２５．４ｃｍ）×１０インチまたは１５インチ（３８．１ｃｍ）×１５インチの撮像領域にわたって包含する（たとえば心臓検査用の）小視野をカバーすることもできる。
【０１１１】
前述のように、放出データ獲得に関する画素寸法は、透過獲得の場合よりも小さく、したがって、所望の器官の撮像に関してより高い解像度をもたらす。ＳＦＯＶ放射窓は、米国特許第５３０４８０６号で参照されたロービング・ズーム窓または領域である。画素はズーム領域内の方が小さいので、放出画像の方がより大きく見え、したがって「拡大」される。さらに、ズーム領域は、（前述のように）ＥＣＴ回転中に、シンチレーション検出器が身体の周りで回転するにつれてこの検出器の視野内で所望の器官を追跡するためにこのシンチレーション検出器の表面に対して領域あるいは窓が変位するので、「ロービング」ズーム領域と呼ばれる。
【０１１２】
断層撮像再構成の場合、各回転角度またはＥＣＴ角度で撮像された画像が、固定された回転の中心を有し、撮像中の対象がその回転の中心に対して固定されることが理解されよう。しかし、ロービング・ズーム領域に関しては、放射獲得窓が検出器表面に対して変位し器官を追跡するので、撮像中の器官が「仮想の」回転の中心になるという点で、放射断層撮像は実際上、「仮想の」回転の中心を有する。さらに、この「仮想の」回転の中心は、ガントリ５０および検出器機構によって特定される実際の物理的な回転の中心と同じにならないことがある。撮像中の器官が物理的な回転の中心にある場合、ズーム領域を移動する必要はまったくないことが理解されよう。
【０１１３】
検出器表面のロービング・ズーム領域を通じて放射獲得データを撮像できるようにする本発明の実施形態内では、（同時に得られた）透過獲得データは、撮像中の器官によって特定される「仮想の」回転の中心を考慮に入れるように空間的に移動または補正される。すなわち、ロービング・ズーム領域が（たとえば、「仮想」回転中心を追跡するために）所定の回転角度に対してある量だけ変位すると、その角度に関して収集される透過データは、過度に移動または補正され、したがって真の回転の中心からのこの変位を考慮に入れたデータとはならない。このように、透過データの再構成時にも放出データの再構成時にも、同じ身体の同じ部分が同じ位置に再構成される。減衰補正マップは、放射再構成マップと空間的に一致または整合する。
【０１１４】
また、透過画素は放出画素よりも大きいので、一般に、本発明は透過データのある形の線形補間を実行し放出画素と同じ寸法の放出画素を生成する。この場合も、これは、放出データを適切に補正するために透過マップの解像度と放出データの解像度が同じになるように行われる。
【０１１５】
図２０および図２１は、ＬＦＯＶ透過走査をＳＦＯＶ放出走査と共に実行するために本発明によって使用されるプロセス６１０の処理図を示すものである。コンピュータ・システム１１２が、シンチレーション検出器１０および１２ならびに信号処理獲得ハードウェア１２０によって実行される実際のデータ獲得ステップとは別に、下記で説明する多数のタスクを実行することが理解されよう。プロセス６１０が、単一検出器構成でも二重検出器構成でも使用できることが理解されよう。しかし、下記では、例示のために二重検出器を含む実施形態について説明する。単一検出器システム内の実施形態は、二重検出器プロセスから容易に決定することができる。
【０１１６】
ＬＦＯＶ透過をＳＦＯＶ放射と共に実行するには、プロセス６１０を開始し、論理ブロック６１５で、ガントリを走査の最初のＥＣＴ角度に位置決めする。検出器１０および１２を互いに９０°に配向させる。このＥＣＴ角度では、線源２０および２２を使用して全身に対して透過走査が実行され、検出器１０および１２の全視野にわたる撮像情報（たとえば透過データ）が記録される。患者に対する透過放射線照射を低減させるためにこのステップ６１５で走査速度を決定できることが理解されよう。すなわち、前走査を実行し、それに続いて最小継続時間の透過走査を実行することができる。その場合、透過獲得は、検出器の視野全体（たとえば２０インチ（５０．８ｃｍ）×１５インチ（３８．１ｃｍ））に基づくものなのでＬＦＯＶに基づいて行われる。透過情報に関する（検出器当たりの）例示的なマトリックス寸法獲得は６４×６４画素であるが、これはプログラム可能である。
【０１１７】
検出器の非妨害部分のカウント密度を減少させるために、図１０に示したように可変フィルタ・アセンブリ２２を使用することを論理ブロック６１５の透過走査に含めることができることが理解されよう。そのような場合、コンピュータ・システムは対象の身体の輪郭を得て、次いで使用すべき妥当なフィルタを選択する。
【０１１８】
図２０の論理ブロック６１７で、米国特許第５３０４８０６号に記載されたように、最初のＥＣＴ角度での（たとえば、シンチレーション検出器に対する）ロービング・ズーム窓の最初の位置が判定される。使用する倍率の大きさを決定するロービング・ズーム窓の妥当な寸法も選択される。放射窓の例示的な寸法は１０インチ（２５．４ｃｍ）×１０インチおよび１５インチ（３８．１ｃｍ）×１５インチであるが、これはプログラム可能である。論理ブロック６１７で、各検出器１０、１２のロービング・ズーム窓領域のみから放出データが得られる。論理ブロック６１５の透過データ獲得と論理ブロック６１７の放出データ獲得を同時に行うことができることが理解されよう。さらに、本発明のこの実施形態によって、論理ブロック６１５および６１７で、必要に応じて、クロストークをなくする前述の方法を使用できることが理解されよう。その場合、放射獲得は、ロービング・ズーム領域を介して得られるデータにしか関係しないのでＳＦＯＶに基づいて行われる。放射情報に関する例示的なマトリックス寸法獲得は（検出器当たり）６４×６４画素であるが、これはプログラム可能である。
【０１１９】
図２４および図２５は、放出走査時のロービング・ズーム窓の移動を示す。図２４Ｃは、検出器１０の視野６３５内の最初の位置（ｉ，ｋ）に位置するロービング・ズーム窓６４１を示す。心臓６４３の画像が表示されている。図２５は、異なるＥＣＴ角度での同じ構成を示す。ロービング・ズーム領域６４１は、あるｄｉ値およびｄｋ値だけ変位している。図のように、ロービング・ズーム領域６４１は、心臓６４３の画像が各ＥＣＴ回転角度ごとにズーム領域の視野に残るように心臓を追跡するために上向きに変位されている。ＥＣＴ走査の完了時には、各回転角度（ｔｈｅｔａ）に対する各ロービング・ズーム領域ごとに異なる変位（ｄｉおよびｄｋ）が存在する。たとえば、検出器１０および検出器１２のロービング・ズーム領域にはｄｉ（ｔｈｅｔａ）およびｄｋ（ｔｈｅｔａ）が存在する。これらはメモリに記憶される。メモリ内に下記のデータセットを生成することができる。
【０１２０】
【表１】
0004028903.tif 000002
【０１２１】
図２０を参照する。十分な透過カウントおよび放出カウントが得られる所定の撮像継続時間の後、論理ブロック６１９で、本発明は放出画像カウントをメモリ装置にデータセット・マトリックスとして記憶し、現ＥＣＴ角度によってこの情報を参照する。論理ブロック６１９でも、本発明は透過画像カウントをメモリ装置にデータセット・マトリックスとして記憶し、現ＥＣＴ角度によってこの情報を参照する。次いで論理ブロック６２１で、本発明は、ＥＣＴ走査が完了したかどうかを判定する。そうでない場合、新しい回転角度が決定され、検出器１０および１２がこの新しい角度へうまく回転するようにガントリ構造５０が位置決めされる。処理は次いで論理ブロック６１５に戻り、この新しいＥＣＴ角度に対する透過走査の画像データセット・マトリックスおよび放出走査の画像データセット・マトリックスを完成し記憶することができる。
【０１２２】
論理ブロック６２１で、最後のＥＣＴ角度に対する走査が完了した場合、処理は論理ブロック６２３へ進み、各検出器および各ＥＣＴ角度ごとの透過データセット・マトリックスが、ロービング・ズーム領域によって特定された仮想の回転の中心を考慮に入れるように空間的に補正される。ロービング・ズーム領域は、検出器の視野を横切って移動して所望の器官を追跡することによって実際上、ガントリ構造の実際の回転の中心とは異なる仮想の回転の中心を生成するように働く。仮想の回転の中心は、所望の対象（たとえば、心臓検査における心臓）に心合わせする。しかし、ＥＣＴ走査はガントリの実際の回転の中心に基づく全視野走査であるので、透過情報ＬＦＯＶがＥＣＴ走査中に空間的に調整される（たとえば、移動する）ことはない。したがって、透過情報は、ガントリの回転の中心に基づいて得られ、放出データは仮想の回転の中心に基づいて収集される。透過画像データを適切に放出画像データに適用するには、断層撮像再構成後に、これらのデータを類似の回転の中心に基づくものにしなければならない。
【０１２３】
図２０の論理ブロック６２１で、透過データと放出データを適切に再構成するために、それらのデータが合致するように、透過データが、仮想の回転の中心に基づくものとなるように調整または補正される。したがって、各角度（ｔｈｅｔａ）ごとに、透過データセット・マトリックスは、その角度ｔｈｅｔａに対するロービング・ズーム領域の変位量（たとえば、ｄｉ（ｔｈｅｔａ），ｄｋ（ｔｈｅｔａ））に従って空間的にずれる。この効果の一例を所定の回転角度に関して図２２および図２３に示す。図２２は、補償が施されていない検出器１０の透過走査に関するデータセット・マトリックスを示すものである。図２３は、この生透過データが、ロービング・ズーム運動を考慮に入れるように所与の角度ｔｈｅｔａに対してｄｉおよびｄｋだけずれることを示すものである。本発明は、各角度ｔｈｅｔａに対する各検出器の各データセット・マトリックスごとに補償を実行することによって実際上、透過データがガントリの回転の中心ではなく仮想の回転の中心（たとえば器官）に基づくものになるように透過データを変換する。論理ブロック６２１の再位置決めが完了した後、透過データ・マトリックスはメモリに記憶される。
【０１２４】
図２０の論理ブロック６２５で、本発明は、透過データセット・マトリックスの画素寸法をズーム領域画素寸法に合致するように調整する。たとえば、ズーム領域画素が１．０よりも大きなある倍率Ｍ（たとえば１．５倍）であると仮定すると、透過走査の画素は、本発明によって寸法が減少され、かつ数が増加され、透過走査の画素寸法と放出走査の画素寸法が合致するまで線形補間手順を使用して補間される。たとえば、マトリックス寸法６４×６４の透過データセット・マトリックスが得られると仮定する。本発明は、このマトリックスをより大きなマトリックス・データセット（例えば１２８×１２８）に変換し、それによって実際上、透過データセット・マトリックスの個別の画素の寸法を減少させるが、その数を増加させる。しかし、放出データの倍率（たとえばＭ）は２倍よりも小さいことがあるので、新しい透過マトリックスは完全に充填できるわけではない。
【０１２５】
一例として図２６を参照する。例示的な透過データセット・マトリックスが（６４×６４画素のマトリックスで構成された）７０５として示されている。マトリックス７０５の画像データは、本発明によって（たとえば、１２８×１２８のマトリックスで構成された）より大きなマトリックス７０６に変換される。マトリックス７０５の透過画像データは領域７１５に記録され、境界７１０は、ズーム倍率（Ｍ）が２よりも小さい場合には空になる。たとえば、ズーム倍率が１．５である場合、マトリックス７０５内の各画素は、その近傍の画素によって線形補間される。この場合、領域７１５が完成され透過データが１．５ズーム倍率に調整されるまで、隣接する２つの画素がその間に追加画素を作成する。しかし、マトリックス７０６は、両方の次元における大きさがマトリックス７０５と同じであり、かつＭ＝１．５なので、マトリックス７０６の境界７１０には依然として有効なデータは含まれない。
【０１２６】
第１のマトリックス７０５のある画像を、第１のマトリックスと比べて、それぞれ、寸法がより小さな、より多くの画素を含む第２のマトリックス７０６に変換するいくつかの異なる技法があることが理解されよう。いくつかの周知の方法のうちのどれでも、本発明の範囲内で矛盾なしに実施することができる。図２０のステップ６２５の重要な態様は、透過画像情報の画素寸法が放出画像情報の画素寸法に合致するように調整されることである。ステップ６２５は、各回転角度に対する各検出器の各透過データセット・マトリックスごとに実行され、結果はメモリに記憶される。
【０１２７】
本発明のプロセス６１０は、図２１のステップ６２７に続くものであり、ステップ６２７で、本発明は透過情報の再構成を行って非一様減衰補正マップを作成する。それぞれの異なるＥＣＴ角度で得られた画像情報を再構成するプロセスおよび手順が周知のものであることが理解されよう。いくつかの異なる周知の再構成手順のうちのどれでも、本発明の範囲内で矛盾なしに使用することができる。例示的な手順として、本発明は透過再構成のための最尤期待値最大化反復（ＭＬＥＭ）プロセスを実行する。ＭＬＥＭプロセスによれば、各回転角度に対する各検出器の各透過データセットが（たとえば、ロービング・ズーム変位および画素寸法を補正された後）、メモリから呼び出され、それを使用して透過再構成マップが生成される。透過再構成はいくつかの異なる方法で実行できるが、本発明の実施形態の下では、スライスを介して実行され、再構成画像はメモリに記憶される。ＬＦＯＶを使用して透過走査が行われたので、従来技術とは異なり、ステップ６２７中、透過データの再構成において切り取りは行われない。
【０１２８】
次いでステップ６２９で、本発明は、各回転角度に対する各検出器のロービング・ズーム領域を介して収集された放出データを使用して放射再構成を実行する。（たとえば、ＭＬＥＭプロセスを使用する）再構成時には、周知の手順を使用して身体の非一様減衰を補正することによって透過再構成マップが適用される。透過再構成は、ロービング・ズーム変位を補正され（たとえばステップ６２３）、画素寸法を補正され（たとえばステップ６２５）ているので、放射再構成に非一様減衰補正マップとして直接適用することができる。放射再構成／補正は、いくつかの異なる方法で実行できるが、本発明の一実施形態の下では、スライスごとに実行され、再構成画像はメモリに記憶される。
【０１２９】
ステップ６２９の完了時に、身体の非一様減衰が補正された所望の器官の再構成が行われる。比較的小さな画素寸法を使用してＳＦＯＶ放出走査を行ったので、この再構成は高画質のものとなる。さらに、透過走査をＬＦＯＶの下で行ったので、本発明では透過切り取りのためのエラーは発生しなかった。したがって、放出画像は、ステップ６２７の完全な透過再構成によって非一様減衰がより正確に補正されているので、より画質の高いものとなる。
【０１３０】
次いで図２１の論理ブロック６３１で、本発明によって、放射再構成画像のそれぞれの異なる「スライス」を診断のために（たとえば、ＣＲＴ、プリンタ、ハードコピー装置、ディスク・ドライブ記憶域など上に）表示することができ、それぞれの異なるスライスを、周知のようにユーザ入力を介して選択し表示することができる。
【０１３１】
本明細書では、本発明のフロー６１０が、本発明の獲得処理または「フロント・エンド」処理中に様々な視野（たとえば、ＬＦＯＶおよびＳＦＯＶ）を提供することとして記載されていることが理解されよう。次いで獲得後、この情報は、前述のようにコンピュータ・システムによって処理される。しかし、ある種の状況では、何らかの視野の適用を処理側または「バック・エンド」で行うことができる。言い換えると、ある種の検出器システムは、各検出器ヘッドごとに最大解像度４０９６×４０９６を提供する。本発明は、各検出器から可能なデータの合計を得て（適当な記憶域および適当な処理速度が提供されると仮定する）、次いで、得られたデータのうちのいくつかを破棄して残りの画像データを特定の所望の画素寸法に適合するように処理し配置することによって視野を電子的にこのデータに適用することによって実施することもできる。
【０１３２】
本発明に記載した視野（透過用のＬＦＯＶおよび放射用のＳＦＯＶ）を「バック・エンド」処理段で適用する本発明の実施形態が、本明細書に記載した本発明の範囲内であることが理解されよう。
【０１３３】
本発明を特定の実施形態で説明したが、本発明がそのような実施形態によって制限されるものと解釈すべきものではなく、特許請求の範囲に従って解釈すべきものであることを理解されたい。
【図面の簡単な説明】
【図１】  走査向けに構成された線源アセンブリと９０°構成での検出器とを含む本発明の二重ヘッド検出器システムの図である。
【図２】  保管のために引き込まれた線源アセンブリと１８０°構成での検出器とを含む本発明の二重ヘッド検出器システムの図である。
【図３】  本発明の一実施形態の線源アセンブリの断面図である。
【図４】  本発明の検出器システム電子機器に結合された汎用コンピュータ・システムのブロック図である。
【図５】  本発明内の高速走査動作を実行する例示的な構造の図である。
【図６】  本発明内の高速走査動作を実行する処理ステップを示す流れ図である。
【図７】  本発明の走査速度動作内の所与の患者プロファイルに関するカウント密度関係を示す図である。
【図８】  本発明の可変フィルタ構造の前面断面図である。
【図９】  本発明の可変フィルタ構造の断面側面図である。
【図１０】  可変フィルタ構造を有する本発明の線源アセンブリの側面断面図である。
【図１１】  可変フィルタ構造を含む本発明の線源アセンブリの外側斜視図を示し、かつ制御ロッドおよび始動モータを示す図である。
【図１２】  本発明の可変フィルタ実施形態をＥＣＴセッションに使用することを示す流れ図である。
【図１３】  本発明の横配向二重線源透過走査構造の透過走査工程を示す図である。
【図１４】  透過側方散乱の影響と、本発明の横配向二重線源透過走査構造を使用して透過散乱の影響をなくすることを示す図（Ａ）と、放射／透過エネルギー・レベル光子に関する光電ピーク・エネルギー分布を示す図（Ｂ）である。
【図１５】  放射横散乱の影響と、本発明の横配向二重線源透過走査構造の代替実施形態を使用して放射散乱の影響をなくすることを示す図（Ａ）と、放射／透過エネルギー・レベル光子に関する光電ピーク・エネルギー分布を示す図（Ｂ）である。
【図１６】  本発明の横配向二重線源透過走査構造と軸方向構造との間の違いを示す断面図である。
【図１７】  本発明の追跡ズーム窓および走査透過検出窓を示す図である。
【図１８】  本発明の追跡ズーム領域および走査透過検出窓実施形態の動作流れ図である。
【図１９】  本発明の追跡ズーム領域および走査透過検出窓実施形態の動作流れ図である。
【図２０】  ＬＦＯＶ放出画像を得るために本発明によって実行されるタスクの処理流れ図である。
【図２１】  ＳＦＯＶ放出画像を得るために本発明によって実行されるタスクの処理流れ図である。
【図２２】  放出走査に使用されるロービング・ズーム領域の空間位置に応じて透過データを調整する本発明のステップを示す図である。
【図２３】  放出走査に使用されるロービング・ズーム領域の空間位置に応じて透過データを調整する本発明のステップを示す図である。
【図２４】  本発明によって放出走査にロービング・ズーム領域を使用することを示す図である。
【図２５】  本発明によって放出走査にロービング・ズーム領域を使用することを示す図である。
【図２６】  透過データセット・マトリックスの画素寸法を放出データセット・マトリックスの画素寸法に合致するように調整するために本発明によって実行される変換を示す図である。
【符号の説明】
５  患者
１０  シンチレーション検出器
１０ａ  領域
２０  線源アセンブリ
２２ａ  シャッタ
２２ｂ  放射線放射源またはロッド
２２ｃ  スロット
２２ｄ  上方カバー
２２ｅ  鉛遮蔽
２２ｆ  下方カバー
２２ａｂ  鉛遮蔽
２２ａｃ  鋼製配管
２４  レール
５０  ガントリ・リング
１００  アドレス／データ・バス
１０１  プロセッサ
１０２  ランダム・アクセス・メモリ
１０３  読取り専用メモリ
１０４  データ記憶装置
１０５  ディスプレイ
１０６  英数字入力装置
１１２  コンピュータ・システム
１２０  信号処理ハードウェア
３０１  フィルタ
３１０  制御ジャンクション
３１２  制御ロッド
４０１  光電ピーク
４０２  陰影付き領域
４１０  透過窓領域
４２５  コリメータ
４３４  経路
４５２  ズーム領域
【図１】
0004028903.tif 000003
【図２】
0004028903.tif 000004
【図３】
0004028903.tif 000005
【図４】
0004028903.tif 000006
【図５】
0004028903.tif 000007
【図６】
0004028903.tif 000008
【図７】
0004028903.tif 000009
【図８】
0004028903.tif 000010
【図９】
0004028903.tif 000011
【図１０】
0004028903.tif 000012
【図１１】
0004028903.tif 000013
【図１２】
0004028903.tif 000014
【図１３】
0004028903.tif 000015
【図１４】
0004028903.tif 000016
【図１５】
0004028903.tif 000017
【図１６】
0004028903.tif 000018
【図１７】
0004028903.tif 000019
【図１８】
0004028903.tif 000020
【図１９】
0004028903.tif 000021
【図２０】
0004028903.tif 000022
【図２１】
0004028903.tif 000023
【図２２】
0004028903.tif 000024
【図２３】
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【図２４】
0004028903.tif 000026
【図２５】
0004028903.tif 000027
【図２６】
0004028903.tif 000028