(57)【要約】  ポジトロンエミッショントモグラフィ（ＰＥＴ）撮像装置２のタイミング較正は、２つの反対方向の５１１ｋｅＶガンマ線及びカスケードガンマ線エネルギーを持つカスケードガンマ線の放出を含む崩壊経路をもつ陽電子放出放射性同位元素の放射性源を使用する。ＰＥＴ撮像装置によって放射性源から取得されたタイムスタンプ付き放射線検出イベントデータセットは、エネルギーウィンドウフィルタリング３２及び時間ウィンドウフィルタリング３６を使用して処理されて、２つの同時５１１ｋｅＶイベントを各々が含むイベントペア４０、並びに少なくとも１つの同時発生５１１ｋｅＶイベント及びカスケードガンマ線エネルギーを持つ同時発生カスケードイベントを各々が含むカスケードイベントペア４２又はトリプレット４４を有する同時発生データセット４０、４２、４４を生成する。タイミング較正１２は、同時発生データセットを使用して生成される。タイミング較正は、ＰＥＴ撮像装置のＰＥＴ検出器のオフセット時間を含む。
2020519865.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
ポジトロンエミッショントモグラフィ（ＰＥＴ）撮像装置のタイミング較正を実施するタイミング較正装置であって、前記タイミング較正装置は、
２つの反対方向の５１１ｋｅＶガンマ線及び５１１ｋｅＶとは異なるカスケードガンマ線エネルギーを持つ少なくとも１つのカスケードガンマ線の放出を含む崩壊経路を有する陽電子放出放射性同位体を含む放射性源と、
前記ＰＥＴ撮像装置によって前記放射性源から取得されたタイムスタンプ付き放射線検出イベントデータセットを入力するように接続される電子プロセッサと、
タイミング較正方法を実行するための、前記電子プロセッサにより読み取り可能且つ実行可能な命令を記憶した非一時記憶媒体であって、前記タイミング較正方法が、
エネルギーウィンドウフィルタリング及び時間ウィンドウフィルタリングを使用して前記タイムスタンプ付き放射線検出イベントデータセットを処理して、２つの同時発生５１１ｋｅＶイベントペアを各々が含むイベントペア、並びに少なくとも１つの同時発生５１１ｋｅＶイベント及びカスケードガンマ線エネルギーを持つ同時発生カスケードイベントを各々が含むカスケードイベントペア又はトリプレット、を有する同時発生データセットを生成するステップと、
前記同時発生データセットを使用して、前記ＰＥＴ画像装置の前記ＰＥＴ検出器のオフセット時間を含む前記ＰＥＴ画像装置のタイミング較正を生成するステップと、
を有する、非一時記憶媒体と、
を有するタイミング較正装置。
【請求項２】
前記放射性源の最大寸法が２０ミリメートル以下であり、
前記タイミング較正を生成する前記ステップは、前記放射性源から放出される前記同時発生データセットをモデル化することを含み、当該放射性源は、前記タイムスタンプ付き放射線検出イベントデータセットの取得の間、静止している、請求項１に記載のタイミング較正装置。
【請求項３】
前記放射性源は球状であり、最大直径が１ミリメートル以下である、請求項１又は２に記載のタイミング較正装置。
【請求項４】
前記タイミング較正を生成する前記ステップは、単一の静止した放射性点源により放出される同時発生データセットをモデル化することを含む、請求項１乃至３のいずれか１項に記載のタイミング較正装置。
【請求項５】
前記タイミング較正を生成する前記ステップは、前記ＰＥＴ撮像装置のあらゆるＰＥＴ検出器ペアの２つのＰＥＴ検出器から等距離に位置する単一の固定の放射性点源によって放出される同時発生データセットをモデル化することを含み、前記放射性点源は、前記放射性点源を通る応答線を定めることができる、請求項１乃至３のいずれか１項に記載のタイミング較正装置。
【請求項６】
前記ＰＥＴ撮像装置の前記タイミング較正を生成する前記ステップは、前記ＰＥＴ検出器のオフセット時間｛ｔｎ｝ｎ＝１，…，Ｎの値に関する式の組を同時に解くことを含み、ここでＮは、ＰＥＴ検出器の数であり、ｔｎは、ｎ番目のＰＥＴ検出器のオフセット時間であり、
前記式の組は、各イベントペアに関する式Δｔ＝ｔｉ−ｔｊと、各カスケードイベントペアに関する式Δｔ＝ｔｉ−ｔｋと、各カスケードイベントトリプレットに関する式Δｔｉｊ＝ｔｉ−ｔｊ、Δｔｉｋ＝ｔｉ−ｔｋ及びΔｔｊｋ＝ｔｊ−ｔｋを有し、
各イベントペアに関する式Δｔ＝ｔｉ−ｔｊにおいて、ｉ及びｊは、２つの同時発生５１１ｋｅＶイベントを取得するＰＥＴ検出器をインデックス付けし、Δｔは、２つの同時発生５１１ｋｅＶイベントのタイムスタンプの間の符号付き時間差であり、
各カスケードイベントペアに関する式Δｔ＝ｔｉ−ｔｋにおいて、ｉは、同時発生５１１ｋｅＶイベントを取得するＰＥＴ検出器をインデックス付けし、ｋは、同時発生カスケードイベントを取得するＰＥＴ検出器をインデックス付けし、Δｔは、同時発生５１１ｋｅＶとカスケードイベントのタイムスタンプの間の符号付き時間差であり、
各カスケードイベントトリプレットに関する式Δｔｉｊ＝ｔｉ−ｔｊ、Δｔｉｋ＝ｔｉ−ｔｋ及びΔｔｊｋ＝ｔｊ−ｔｋにおいて、ｉ及びｊは、２つの同時発生５１１ｋｅＶイベントを取得するＰＥＴ検出器をインデックス付けし、ｋは、同時発生カスケードイベントを取得するＰＥＴ検出器をインデックス付けし、Δｔｉｊは、同時発生５１１ｋｅＶイベントのタイムスタンプの間の符号付き時間差であり、Δｔｉｋは、ｉとインデックス付けされたＰＥＴ検出器によって取得される同時発生５１１ｋｅＶイベントのタイムスタンプと、同時発生カスケードイベントのタイムスタンプとの間の符号付き時間差であり、Δｊｋは、ｊとインデックス付けされたＰＥＴ検出器によって取得される同時発生５１１ｋｅＶイベントのタイムスタンプと、同時発生カスケードイベントのタイムスタンプとの間の符号付き時間差である、請求項５に記載のタイミング較正装置。
【請求項７】
前記タイムスタンプ付き放射線検出イベントデータセットの処理は、２つの同時発生５１１ｋｅＶイベントを各々が含むイベントペアと、１つの５１１ｋｅＶ同時発生イベント及びカスケードガンマ線エネルギーを持つ同時発生カスケードイベントを各々が含むカスケードイベントペアと、を有する同時発生データセットを生成することを含み、前記同時発生データセットは、カスケードイベントトリプレットを含まない、請求項１乃至６のいずれか１項に記載のタイミング較正装置。
【請求項８】
前記タイムスタンプ付き放射線検出イベントデータセットの処理は、２つの同時発生５１１ｋｅＶイベントを各々が含むイベントペア、並びに２つの同時発生５１１ｋｅＶイベント及びカスケードガンマ線エネルギーを持つ同時発生カスケードイベントを各々が含むカスケードトリプレット、のみを有する同時発生データセットを生成することを含み、前記同時発生データセットはカスケードイベントペアを含まない、請求項１乃至６のいずれか１項に記載のタイミング較正装置。
【請求項９】
前記放射性源は、放射性同位体２２Ｎａを含む、請求項１乃至８のいずれか１項に記載のタイミング較正装置。
【請求項１０】
電子プロセッサによって読み取り可能且つ実行可能な命令であって、陽電子放出放射性同位元素を含む固定の放射性点源についてポジトロンエミッショントモグラフィ撮像装置によって取得されるタイムスタンプ付き放射線検出イベントデータセットに対し処理を行うタイミング較正方法を実行するための命令を記憶した非一時記憶媒体であって、
タイムスタンプ付き放射線検出イベントデータセットのエネルギーフィルタリングを実施して、陽電子放出放射性同位元素の５１１ｋｅＶイベント及びカスケードガンマ線エネルギーを持つカスケードイベントを有するエネルギーフィルタリングされた放射線検出イベントデータセットを生成するステップと、
前記エネルギーフィルタリングされた放射線検出イベントデータセットの時間ウィンドウフィルタリングを実施して、２つの同時発生５１１ｋｅＶイベントを各々が含むイベントペア、並びに少なくとも１つの同時発生５１１ｋｅＶイベント及び同時発生カスケードイベントを各々が含むカスケードイベントペア又はトリプレットを有する同時発生データセットを生成するステップと、
前記同時発生データセットを使用して前記ＰＥＴ撮像装置のＰＥＴ検出器の時間オフセットを含む前記ＰＥＴ撮像装置のタイミング較正を生成するステップと、
を有する非一時記憶媒体。
【請求項１１】
前記タイムスタンプ付き放射線検出イベントデータセットは、前記ＰＥＴ画像装置によって、前記ＰＥＴ画像装置のあらゆるＰＥＴ検出器ペアの２つのＰＥＴ検出器から等距離に位置する前記固定の放射性源について取得され、前記放射性源は、前記放射性源を通る応答線を規定することができる、請求項１０に記載の非一時記憶媒体。
【請求項１２】
前記ＰＥＴ撮像装置の前記タイミング較正を生成する前記ステップは、前記ＰＥＴ検出器のオフセット時間｛ｔｎ｝ｎ＝１，…，Ｎの値に関する式の組を同時に解くことを含み、ここでＮは、ＰＥＴ検出器の数であり、ｔｎは、ｎ番目のＰＥＴ検出器のオフセット時間であり、
前記式の組は、各イベントペアに関する式Δｔ＝ｔｉ−ｔｊと、各カスケードイベントペアに関する式Δｔ＝ｔｉ−ｔｋと、各カスケードイベントトリプレットに関する式Δｔｉｊ＝ｔｉ−ｔｊ、Δｔｉｋ＝ｔｉ−ｔｋ及びΔｔｊｋ＝ｔｊ−ｔｋを有し、
各イベントペアに関する式Δｔ＝ｔｉ−ｔｊにおいて、ｉ及びｊは、２つの同時発生５１１ｋｅＶイベントを取得するＰＥＴ検出器をインデックス付けし、Δｔは、２つの同時発生５１１ｋｅＶイベントのタイムスタンプの間の符号付き時間差であり、
各カスケードイベントペアに関する式Δｔ＝ｔｉ−ｔｋにおいて、ｉは、同時発生５１１ｋｅＶイベントを取得するＰＥＴ検出器をインデックス付けし、ｋは、同時発生カスケードイベントを取得するＰＥＴ検出器をインデックス付けし、Δｔは、同時発生５１１ｋｅＶイベントとカスケードイベントのタイムスタンプの間の符号付き時間差であり、
各カスケードイベントトリプレットに関する式Δｔｉｊ＝ｔｉ−ｔｊ、Δｔｉｋ＝ｔｉ−ｔｋ及びΔｔｊｋ＝ｔｊ−ｔｋにおいて、ｉ及びｊは、２つの同時発生５１１ｋｅＶイベントを取得するＰＥＴ検出器をインデックス付けし、ｋは、同時発生カスケードイベントを取得するＰＥＴ検出器をインデックス付けし、Δｔｉｊは、同時発生５１１ｋｅＶイベントのタイムスタンプの間の符号付き時間差であり、Δｔｉｋは、ｉとインデックス付けされたＰＥＴ検出器によって取得される同時発生５１１ｋｅＶイベントのタイムスタンプと、同時発生カスケードイベントのタイムスタンプとの間の符号付き時間差であり、Δｔｊｋは、ｊとインデックス付けされたＰＥＴ検出器によって取得される同時発生５１１ｋｅＶイベントのタイムスタンプと、同時発生カスケードイベントのタイムスタンプとの間の符号付き時間差である、請求項１１に記載の非一時記憶媒体。
【請求項１３】
前記同時発生コデータセットは、カスケードイベントトリプレットを含まず、前記ＰＥＴ撮像装置の前記タイミング較正を生成する前記ステップは、前記ＰＥＴ検出器のオフセット時間｛ｔｎ｝ｎ＝１，…，Ｎの値に関する式の組を同時に解くことを含み、ここでＮは、ＰＥＴ検出器の数であり、ｔｎは、ｎ番目のＰＥＴ検出器のオフセット時間であり、
前記式の組は、各イベントペアに関する式Δｔ＝ｔｉ−ｔｊ、及び各カスケードイベントペアに関する式Δｔ＝ｔｉ−ｔｋを有し、
各イベントペアに関する式Δｔ＝ｔｉ−ｔｊにおいて、ｉ及びｊは、２つの同時発生５１１ｋｅＶイベントを取得するＰＥＴ検出器をインデックス付けし、Δｔは、２つの同時発生５１１ｋｅＶイベントのタイムスタンプの間の符号付き時間差であり、
各カスケードイベントペアに関する式Δｔ＝ｔｉ−ｔｋにおいて、ｉは、同時発生５１１ｋｅＶイベントを取得するＰＥＴ検出器をインデックス付けし、ｋは、同時発生カスケードイベントを取得するＰＥＴ検出器をインデックス付けし、Δｔは、同時発生５１１ｋｅＶイベントと同時発生カスケードイベントのタイムスタンプの間の符号付き時間差である、請求項１１に記載の非一時記憶媒体。
【請求項１４】
前記同時発生データセットは、カスケードイベントペアを含まず、前記ＰＥＴ撮像装置の前記タイミング較正を生成する前記ステップは、前記ＰＥＴ検出器のオフセット時間｛ｔｎ｝ｎ＝１，…，Ｎの値に関する式の組を同時に解くことを含み、ここでＮは、ＰＥＴ検出器の数であり、ｔｎは、ｎ番目のＰＥＴ検出器のオフセット時間であり、
前記式の組は、各イベントペアに関する式Δｔ＝ｔｉ−ｔｊ、並びに各カスケードイベントトリプレットに関する式Δｔｉｊ＝ｔｉ−ｔｊ、Δｔｉｋ＝ｔｉ−ｔｋ及びΔｔｊｋ＝ｔｊ−ｔｋを有し、
各イベントペアに関する式Δｔ＝ｔｉ−ｔｊにおいて、ｉ及びｊは、２つの同時発生５１１ｋｅＶイベントを取得するＰＥＴ検出器をインデックス付けし、Δｔは、２つの同時発生５１１ｋｅＶイベントのタイムスタンプの間の符号付き時間差であり、
各カスケードイベントトリプレットに関する式Δｔｉｊ＝ｔｉ−ｔｊ、Δｔｉｋ＝ｔｉ−ｔｋ及びΔｔｊｋ＝ｔｊ−ｔｋにおいて、ｉ及びｊは、２つの同時発生５１１ｋｅＶイベントを取得するＰＥＴ検出器をインデックス付けし、ｋは、同時発生カスケードイベントを取得するＰＥＴ検出器をインデックス付けし、Δｔｉｊは、同時発生５１１ｋｅＶイベントのタイムスタンプの間の符号付き時間差であり、Δｔｉｋは、ｉとインデックス付けされたＰＥＴ検出器によって取得される同時発生５１１ｋｅＶイベントのタイムスタンプと、同時発生カスケードイベントのタイムスタンプとの間の符号付き時間差であり、Δｔｊｋは、ｊとインデックス付けされたＰＥＴ検出器によって取得される同時発生５１１ｋｅＶイベントのタイムスタンプと、同時発生カスケードイベントのタイムスタンプとの間の符号付き時間差である、請求項１１に記載の非一時記憶媒体。
【請求項１５】
ポジトロンエミッショントモグラフィ（ＰＥＴ）撮像装置のためのタイミング較正方法であって、
ＰＥＴ撮像装置を使用して、２つの反対方向の５１１ｋｅＶガンマ線及び少なくとも１つのカスケードガンマ線の放出を含む崩壊経路を有する陽電子放出放射性同位元素を含む放射性源に関してタイムスタンプ付き放射線検出イベントデータセットを取得するステップと、
電子プロセッサを使用して、（ｉ）２つの同時発生５１１ｋｅＶイベントペアを各々が含むイベントペア、並びに（ｉｉ）少なくとも１つの同時発生５１１ｋｅＶイベント及びカスケードガンマ線エネルギーを持つ同時発生カスケードイベントを各々が含むカスケードイベントペア又はトリプレット、を有する同時発生データセットを生成するために、前記タイムスタンプ付き放射線検出イベントデータセットを、エネルギーウィンドウフィルタリング及び時間ウィンドウフィルタリングするステップと、
電子プロセッサを使用して、前記ＰＥＴ撮像装置のＰＥＴ検出器の時間をオフセットするために、前記イベントペアのタイムスタンプと前記カスケードイベントペア又はトリプレットのタイムスタンプとの符号付き時間差に関連する式の組を同時に解くことにより、前記ＰＥＴ撮像装置のタイミング較正を生成するステップと、
を有するタイミング較正方法。
【請求項１６】
前記放射性源は、前記タイムスタンプ付き放射線検出イベントデータセットの取得期間中、単一のロケーションに静止状態に保たれる、請求項１５に記載のタイミング較正方法。
【請求項１７】
前記単一のロケーションは、前記放射性源を通る応答線を規定することができる前記ＰＥＴ撮像装置のあらゆるＰＥＴ検出器ペアの２つのＰＥＴ検出器から等距離にある、請求項１６に記載のタイミング較正方法。
【請求項１８】
前記放射性源は、５ミリメートル以下の最大寸法を有する、請求項１５乃至１７のいずれか１項に記載のタイミング較正方法。
【請求項１９】
前記放射性源は、放射性同位体２２Ｎａを有する、請求項１５乃至１８のいずれか１項に記載のタイミング較正方法。
【請求項２０】
前記ＰＥＴ撮像装置を使用して、撮像対象のタイムスタンプ付き撮像データセットを取得するステップと、
前記電子プロセッサを使用して、前記タイムスタンプ付き撮像データセットをエネルギーウィンドウフィルタリング及び時間ウィンドウフィルタリングして、２つの同時５１１ｋｅＶイベントを各々が含むイベントペアを有する同時発生撮像データセットを生成するステップと、
前記ＰＥＴ撮像装置の前記タイミング較正を使用して前記同時発生撮像データセットのタイムスタンプを補正して、タイミング補正された同時発生撮像データセットを生成するステップと、
飛行時間（ＴＯＦ）ＰＥＴ画像再構成プロセスを使用して前記タイミング補正された同時発生撮像データセットを再構成して、再構成されたＴＯＦ ＰＥＴ画像を生成するステップと、
を有する、請求項１５乃至１９のいずれか１項に記載のタイミング較正方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、一般に、医療画像技術、ポジトロンエミッショントモグラフィ（ＰＥＴ）画像技術、ＰＥＴ撮像装置較正技術、及び関連技術に関する。
【背景技術】
【０００２】
ポジトロンエミッショントモグラフィ（ＰＥＴ）イメージングでは、陽子放出放射性医薬品が、例えば血管内注入によって患者に投与される。放出された各陽電子は電子により消滅し、それにより２つの反対方向の５１１ｋｅＶガンマ線を生成する。検査領域の周囲に配置された１又は複数のＰＥＴ検出器のリングが、患者から放出された放射線を検出する。検出された各イベントにはタイムスタンプが付される。エネルギーウィンドウを適用して５１１ｋｅＶイベントを選択し、同時発生検出時間ウィンドウを適用して、時間ウィンドウ内で発生するそのような５１１ｋｅＶイベントの同時発生ペアを検出する。このような同時発生ペアはそれぞれ、ＰＥＴ検出器での２つの検出イベントを接続する応答線（ラインオブレスポンス、ＬＯＲ）を規定する。従って、ソース陽電子は、ＬＯＲに沿ったある点で放出されたものであると位置特定される。
【０００３】
飛行時間（ＴＯＦ）ＰＥＴでは、同時発生ペアの２つの５１１ｋｅＶイベントのタイムスタンプを使用して、ＬＯＲに沿った陽電子放出を位置特定する。例えば、２つの５１１ｋｅＶイベントが正確に同時発生する場合、このＴＯＦの位置特定は、２つの検出イベントから等距離のＬＯＲの中点に陽電子放出を配置する。一方、２つのイベントに時間差Δｔがある場合、２つの放出されたガンマ線はそれぞれ光速で進むという知識を利用して、この時間差の大きさ及び符号（つまり、最初に検出されたもの）により、陽電子放出は、ＬＯＲに沿って、最初の検出イベントに近く、第２の検出イベントから離れた定量的距離のところに位置特定されることができる。ＴＯＦ  ＰＥＴは、ＬＯＲに沿ったこの付加のイベント位置特定を利用することによって感度を向上させ、再構成画像を最終的に向上させることができる。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
ＴＯＦの位置特定は、高速放射線検出器を必要とする。例えば、人間を収容し撮像するようにサイズ設計されたＰＥＴ撮像装置は、直径が約７０ｃｍのＰＥＴ検出器リングを有することができる。近くの検出器から２０ｃｍ、遠くの検出器から５０ｃｍ離れた位置で放出される陽電子について検討する。第１の検出器までのガンマ線の輸送時間は、ｔ１＝２０ｃｍ／３．００×１０１０ｃｍ／ｓであり、これは６６７ｐｓである。第２の検出器までのガンマ線の輸送時間は、ｔ２＝５０ｃｍ／３．００×１０１０ｃｍ／ｓであり、これは１６６７ｐｓである。従って、飛行時間の差はΔｔ＝ｔ２−ｔ１＝１であり、これは１０００ｐｓである。ボアの中心に近いイベントの場合、この時間差は小さくなり、例えば、第１のイベントは、より近い検出器から３０ｃｍのところであり、第２のイベントは、他の検出器から４０ｃｍのところであり、Δｔ＝３３３ｐｓである。従って、検出器の速さは、所望の飛行時間分解能に依存して、数十ピコ秒から数百ピコ秒の時間差を測定するのに十分でなければならない。
【０００５】
実際には、ＰＥＴ検出器リングの個々の異なる検出器はさまざまな時間遅延を有し、その結果、本当は同時である２つのイベントのタイムスタンプが、体系的に異なる非ゼロの同時発生時間オフセットを有することになる。良好な時間分解能を確保するために、ＰＥＴ検出器によって出力されるタイムスタンプが、個々の異なるＰＥＴ検出器間のこのような相対的なタイムラグについて較正されることが有利である。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
本発明は、新しくかつ改良されたシステム及び方法を開示する。
【０００７】
開示される一態様において、ポジトロンエミッショントモグラフィ（ＰＥＴ）撮像装置のタイミング較正を実行するためのタイミング較正装置が開示される。タイミング較正装置は、２つの反対方向の５１１ｋｅＶのガンマ線及び５１１ｋｅＶではないカスケードガンマ線エネルギーを持つ少なくも１つのカスケードガンマ線の放出を含む崩壊経路を有する陽電子放出放射性同位体を含む放射性源と、ＰＥＴ撮像装置によって放射性源から取得されるタイムスタンプ付き放射線検出イベントデータセットを入力するように動作可能に接続される電子プロセッサと、タイミング較正方法を実施するための、電子プロセッサにより読み取り可能且つ実行可能な命令を記憶した非一時記憶媒体と、を有する。この方法は、エネルギーウィンドウフィルタリング及び時間ウィンドウフィルタリングを使用してタイムスタンプ付き放射線検出イベントデータセットを処理して、各々が２つの同時発生５１１ｋｅＶガンマ線からなる同時発生ガンマ線（又は計数）、又は１つの５１１ｋｅＶガンマ線及びカスケードガンマ線エネルギーを持つ１つの同時発生カスケードイベント、を含む同時発生データセットを生成するステップと、同時発生データセットを使用してＰＥＴ撮像装置のＰＥＴ検出器の時間オフセットを有するＰＥＴ撮像装置のためのタイミング較正を生成するステップと、を有する。
【０００８】
別の開示される態様において、非一時記憶媒体は、陽電子放出放射性同位元素を含む固定の放射性点源についてＰＥＴ撮像装置によって取得されるタイムスタンプ付き放射線検出イベントデータセットに対し処理を行うタイミング較正方法を実施するための、電子プロセッサによって読み取り可能且つ実行可能な命令を記憶する。タイミング較正方法は、タイムスタンプ付き放射線検出イベントデータセットのエネルギーフィルタリングを実施して、陽電子放出放射性同位元素の５１１ｋｅＶイベント及びカスケードガンマ線エネルギーを持つカスケードイベントを含むエネルギーフィルタリングされた放射線検出イベントデータセットを生成するステップと、エネルギーフィルタリングされた放射線検出イベントデータセット時間ウィンドウフィルタリングを実施して、２つの同時発生５１１ｋｅＶイベントを各々が含むイベントペア、及び少なくとも１つの同時発生５１１ｋｅＶイベント及び同時発生カスケードイベントを各々が含むカスケードイベントペア又はトリプレット（３つ組）を含む、同時発生データセットを生成するステップと、同時発生データセットを使用してＰＥＴ撮像装置のＰＥＴ検出器の時間オフセットをもつＰＥＴ撮像装置のためのタイミング較正を生成するステップと、を有する。
【０００９】
別の開示される態様において、ポジトロンエミッショントモグラフィ（ＰＥＴ）撮像装置のためのタイミング較正方法が開示される。ＰＥＴ撮像装置を使用して、タイムスタンプ付き放射線検出イベントデータセットが、放射性源について取得され、かかる放射性源は、２つの反対方向の５１１ｋｅＶガンマ線及び５１１ｋｅＶとは異なるカスケードガンマ線エネルギーを持つ少なくとも１つのカスケードガンマ線の放出を含む崩壊経路を有する陽電子放出放射性同位体を含む。電子プロセッサを使用して、このデータセットは、エネルギーウィンドウフィルタリングされ及び時間ウィンドウフィルタリングされ、（ｉ）２つの同時発生５１１ｋｅＶイベントを各々が有するイベントペア、並びに（ｉｉ）少なくとも１つの同時発生５１１ｋｅＶイベント及びカスケードガンマ線エネルギーを持つ同時発生カスケードイベントを各々が有するカスケードイベントペア又はトリプレット、を含む同時発生データセットを生成する。電子プロセッサを使用して、ＰＥＴ撮像装置のＰＥＴ検出器の時間をオフセットするために、イベントペアのタイムスタンプとカスケードイベントペア又はトリプレットのタイムスタンプとの間の符号付き時間差に関連する式の組を同時に解くことにより、ＰＥＴ撮像装置のタイミング較正が生成される。タイミング較正は、ＰＥＴ撮像装置のＰＥＴ検出器について求められたオフセット時間を含む。
【００１０】
１つの利点は、点源によく似た単一のコンパクトな放射性源を使用して実施されうる通常の又は飛行時間（ＴＯＦ）ＰＥＴイメージングにおいて使用されるポジトロン放出断層撮影（ＰＥＴ）検出器のタイミング較正を提供することにある。
【００１１】
別の利点は、単一のコンパクトな放射性源を使用してこのようなタイミング較正を提供することであり、かかる放射性源は、較正データ収集プロセスを通して静止状態である。
【００１２】
別の利点は、ＴＯＦ  ＰＥＴイメージングにおいて使用されるＰＥＴ検出器のタイミング較正を、複数の又は分散した又は移動可能な放射能源を必要とせずに提供することにある。
【００１３】
別の利点は、検出器感度の較正のような他のタイプの較正にも使用されることができる従来の放射性源を使用する前述の利点の１つ又は複数にある。
【００１４】
所与の実施形態は、前述の利点の１、２、それ以上、又はすべてを提供することができ又は前述の利点を提供せず、及び／又は本開示を読み理解することにより当業者に明らかになる他の利点を提供することができる。
【００１５】
本発明は、さまざまな構成要素及び構成要素の取り合わせ、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とることができる。図面は、好適な実施形態を例示する目的のためだけにあり、本発明を制限するものとして解釈されるべきではない。
【図面の簡単な説明】
【００１６】
【図１】飛行時間（ＴＯＦ）撮像機能を備え、本願明細書に開示される検出器タイミング較正を含むポジトロンエミッショントモグラフィ（ＰＥＴ）撮像装置を概略的に示す図。
【図２】陽電子を放出する崩壊イベントによって生成され、ＰＥＴリングの２つの検出器を使用して取得される同時発生５１１ｋｅＶ−５１１ｋｅＶガンマ線ペアで構成される較正データを概略的に示す図。
【図３】図２の較正データが、関係するＰＥＴ検出器の誤ったタイミング較正をもたらし得ることを概略的に示す図。
【図４】崩壊イベントによって生成され、１つの検出器がタイミングオフセットを有する２つの検出器を使用して取得される、同時発生５１１ｋｅＶ−１２７５ｋｅＶガンマ線ペアで構成される較正データを概略的に示す図。
【図５】図４と同様に同時発生５１１ｋｅＶ−１２７５ｋｅＶガンマ線ペアで構成されるが、１２７５ｋｅＶのカスケードガンマ線が、異なる方向に放出され、異なる検出器によって検出されたものである較正データを概略的に示す図。
【図６】陽電子を放出する崩壊イベントによって生成され、１つの検出器がタイミングオフセットを有する３つの検出器を使用して取得された同時発生５１１ｋｅＶ−５１１ｋｅＶ−１２７５ｋｅＶガンマ線トリプレットで構成される別の較正データを概略的に示す図であって、同時発生５１１ｋｅＶ‐５１１ｋｅＶ−１２７５ｋｅＶガンマ線トリプレットは、Ｎａ−２２の単一の放射性崩壊又は３つの別々の崩壊から生じうる５１１ｋｅＶ‐５１１ｋｅＶペア及び２つの５１１ｋｅＶ−１２７５ｋｅＶペアの３つの同時発生ペアとして見ることもできる図。
【発明を実施するための形態】
【００１７】
図１を参照して、例示のポジトロンエミッショントモグラフィ（ＰＥＴ）撮像装置２は、環状ガントリ又はハウジング６に配置されたＰＥＴ検出器リング４を有する。図１は、端部から見た、すなわちＰＥＴ検出器リング４の軸に沿って見たＰＥＴ撮像装置２を概略的に示している。ＰＥＴ撮像装置２は、スタンドアロンでありえ、又は図示されるＰＥＴモダリティと、透過Ｘ線源及び対向するＸ線検出器を支持する回転ガントリを有するＣＴ撮像モダリティ（図示せず）との両方を有する複合ＰＥＴ／透過コンピュータトモグラフィ（ＣＴ）撮像装置のようなハイブリッド撮像システムの一部でありうる。ＰＥＴ撮像装置２は、タイムスタンプ付き検出イベントログ８（例：磁気ディスク、電子データストレージなどを含む非一時記憶媒体）に記憶されるタイムスタンプ付き放射性粒子（ガンマ線など）検出イベントを取得するために、電子撮像システムコントローラ（図示せず。例えば、コンピュータ、専用ＰＥＴコントローラハードウェア、それらのさまざまな組み合わせなどとしてさまざまに具体化されることができる、マイクロプロセッサ又はマイクロコントローラ、及びメモリ、クロック回路、接続電気配線などの関連する電子素子である）により制御される。１つの非限定的で説明的な例として、例示のＰＥＴ撮像装置２は、オランダ国アイントホーフェンのKoninklijke Philips NVから入手可能なVereos Digital PET/CTスキャナのＰＥＴモダリティでありうる。
【００１８】
本願明細書で使用される場合、「ＰＥＴ検出器」という語は、ガンマ線又は他の放射線又は粒子を検出するＰＥＴ検出器リング４の素子をさす。ＰＥＴ検出器リング４の個々の検出器への分割は、環状に、すなわちＰＥＴ検出器リング４の円周に沿って行われ、また任意には、軸方向に行われることができ、すなわち、ＰＥＴ検出器リング４は、ＰＥＴ検出器の複数のリングを有することができる。各ＰＥＴ検出器は、例えばＰＥＴ検出器ピクセル、ＰＥＴ検出器素子など、当技術分野でさまざまに呼ばれることができ、例えば、検出イベントを位置特定するために使用されるアンガーロジックを備えた光電子増倍管（ＰＭＴ）と結合されたシンチレータを使用して、又は１対１のシンチレータＳｉＰＭ対応のシンチレータ／シリコン光電子増倍管（ＳｉＰＭ）素子等として、さまざまに構成されることができる。ＰＥＴ検出器のグループは、ＰＥＴ検出器モジュールとして製造されることができ、所与のＰＥＴ検出器モジュールの検出器は、いくつかの共通の制御及び／又は駆動回路を共有し、ある実施形態では共有タイムスタンピング回路を有することができる。同様に、ＰＥＴ検出器モジュールの複数グループは、ＰＥＴ検出器タイルを形成することができ、ＰＥＴ検出器タイルもまた、いくつかの共通回路を共有することができる。結果として、特定の種類のＰＥＴ検出器リングの場合、ＰＥＴ検出器のグループ（例えば、単一のＰＥＴ検出器モジュール又はタイル）は、他のＰＥＴ検出器モジュール又はモジュール式及び／又はタイル式のＰＥＴ検出器リングのタイルに対して同様の又は同一の時間オフセットを有しうる。
【００１９】
電子プロセッサ１０は、タイムスタンプ付き検出イベントログ８に記憶されたタイムスタンプ付き検出イベントのさまざまな処理を実行するようにプログラムされる。電子プロセッサ１０は、例えばデスクトップコンピュータ、病院データネットワーク等（例えば、有線及び／又は無線イーサネット、オプションでインターネットを介したデータリンクを含む）を介してＰＥＴ撮像装置２と動作可能に接続されたサーバコンピュータなどのさまざまな形態をとりうる。実行される命令は、例えばハードディスク又は他の磁気記憶媒体、及び／又はフラッシュメモリ又は他の電子記憶媒体などの非一時記憶媒体（図示せず）に適切に記憶される。いくつかの実施形態において、ここで説明するさまざまなイベントデータ処理を実行する電子プロセッサ１０は更に、タイムスタンプ付き検出イベントログ８に記憶されたイベントデータを取得するためにＰＥＴ撮像装置２を制御する制御機能を実行する。代替として、これらは別々のプロセッサであってもよい。
【００２０】
図１を引き続き参照して、電子プロセッサ１０は、以下のようにＰＥＴ画像再構成１１を実行する。イベントデータログ８に記憶されたタイムスタンプ付きイベントデータは、再構成される入力撮像データとして機能する。さまざまなＰＥＴ検出器のさまざまな時間遅延を補償するために、タイミング較正１２が、ＰＥＴ検出器リング６の検出器によって生成されるタイムスタンプに適用される。概して、タイミング較正１２は、各検出器ごとに、当該ＰＥＴ検出器により検出される検出イベントのタイムスタンプに適用される時間オフセットを記憶する。これらのオフセットは、さまざまなＰＥＴ検出器のそれぞれ異なる時間遅延を補償するために予め決定される（すなわち、較正される）。
【００２１】
処理１４において、選択されたエネルギー分解能において５１１ｋｅＶのエネルギーを有するイベントを選択するために、エネルギーウィンドウが適用される。このエネルギーは、電子−陽電子消滅イベントによって放出される２つの反対方向のガンマ線のエネルギーに対応する。同時検出ウィンドウ１６が、５１１ｋｅＶイベントに適用されて、選択された時間ウィンドウ内で同時発生した同時発生５１１ｋｅＶイベントを検出する。この時間ウィンドウは、個々のガンマ線が大きなＴＯＦ差をもつ真の同時発生をフィルタ除去することを避けるために、予想される最大の飛行時間差Δｔよりも大きくする必要がある。例えば、ガントリ６の直径が７０ｃｍである場合、最大の信頼できるΔｔは、およそ７０ｃｍ／３．００×１０１０ｃｍ／ｓであり又は約２３３０ｐｓであり、従って、処理１４において適用される時間ウィンドウは、これよりも大きくなければならない。
【００２２】
結果として得られる５１１ｋｅＶのガンマ線イベントペアは、処理１８において再構成されたＴＯＦ−ＰＥＴ画像を生成するために再構成される。再構成は、任意の適切な画像再構成アルゴリズムを用いることができ、例えば、ＴＯＦ−ＰＥＴ再構成の場合はＴＯＦカーネルを適切に使用して、最尤期待値最大化（ＭＬＥＭ）、順序付きサブセット期待値最大化（ＯＳＥＭ）などを使用することができる。概念的に、各５１１ｋｅＶガンマ線ペアは、２つのイベントを接続するＬＯＲに沿った陽電子放出を規定し、ＴＯＦによる位置特定は更に、ＬＯＲに沿って陽電子の位置を特定する。得られた画像は、ディスプレイ１９に表示され、ハードコピーとして印刷され、及び／又は他の方法で利用されることができる。
【００２３】
ＴＯＦ  ＰＥＴ再構成１１は、ＰＥＴ検出器リング４の検出器の間のそれぞれ異なるタイムラグに起因するタイムスタンプ誤差を補正するために、タイミング較正１２を使用する。ＰＥＴ検出器の感度較正のために、放射性点源が知られている。図１は、ＰＥＴ撮像装置２の検査領域２２に配置されたそのような放射性点源２０を示している。そのような放射性点源は、陽電子放出放射性同位体を含む。例えば、アメリカ電機工業会（ＮＥＭＡ）の標準の点源は、直径１０ｍｍ／辺のアクリルキューブに埋め込まれた直径０．２５ｍｍの２２Ｎａ点源で構成される。２２Ｎａが、放射性成分として使用される場合、この陽電子放出体の半減期が長いことにより、頻繁な補充が必要ない。空間内の点を効果的に近似するのに十分にコンパクトな放射性源は、例えば、ある実施形態では５ミリメートル以下の最大寸法を有し、より好適には球状であり、例えば０．５ミリメートル以下の最大直径を有する。前述のＮＥＭＡの標準点源の場合、放射性物質の材料コストを削減し、タイミング較正を決定するための同時発生イベントの計算処理を簡素化する特定の利点があります。しかしながら、タイミング較正のためにより空間的に拡張される放射性源、例えば、いくつかの実施形態では２０ミリメートル以下の最大寸法を有する放射性源を使用することが企図される。より大きなサイズの較正放射性源が企図されるが、放射性源が大きすぎる場合、タイミング較正の精度が低下する可能性がある。これらの非限定的な例示の寸法は放射性物質自体のものであり、ホスト構造（前述のＮＥＭＡ標準点源の場合はアクリルキューブなど）は、放射性源の取り扱いや操作を容易にするためにより大きくすることができる。
【００２４】
較正の目的のために、放射性点源は、点源２０を通る応答線（ＬＯＲ）を定めることができるＰＥＴ撮像装置の各ＰＥＴ検出器ペアの２つのＰＥＴ検出器から等距離にあるようにすることが有利である。円形ＰＥＴ検出器リング４を有する例示のＰＥＴ撮像装置２の場合、これは、放射性点源２０を、ＰＥＴ検出器リング４の円形断面の中心に置くことにより達成される。
【００２５】
図２は、図１のＰＥＴ検出器リング４の４つの例示的なＰＥＴ検出器Ｄ１、Ｄ２、Ｄ３、Ｄ４と共に放射性点源２０を概略的に示している。（ＰＥＴ検出器リング４は一般に４より多くのＰＥＴ検出器を有し、それらは通常５１１ｋｅＶガンマ線を任意の角度で検出するためにリングの円周に沿って密に間隔をおいて配置されることが理解される）。図２は、陽電子−電子消滅による同時発生５１１ｋｅＶイベントペアを示しており、すなわち、一方のイベントはＰＥＴ検出器Ｄ１によって検出され、他方のイベントはＰＥＴ検出器Ｄ３によって検出される２つの反対方向の５１１ｋｅＶガンマ線を示す。この説明的な例においては、更に、３つの検出器Ｄ２、Ｄ３、Ｄ４の実際のタイムラグは同じ（任意にゼロと示す）であるが、検出器Ｄ１の実際のタイムラグはこれらの他の３つの検出器よりも４時間ユニットだけ遅いと仮定される。この状況を補正するために、タイミング較正は、図２に示すように、ＰＥＴ検出器Ｄ１には−４のオフセット時間を割り当て、他の３つのＰＥＴ検出器Ｄ２、Ｄ３、Ｄ４にはゼロのオフセット時間を割り当てるべきである。より一般的には、ｎ番目のＰＥＴ検出器のＰＥＴ検出器オフセットは、ｔｎと示される。従って、タイミング較正の目的は、ＰＥＴ検出器のオフセット時間｛ｔｎ｝ｎ＝１，…，Ｎの値を最適化することである（Ｎは、ＰＥＴ検出器リング４のＰＥＴ検出器の数である）。放射性点源２０が、放射性点源２０を通るＬＯＲを規定することができるＰＥＴ撮像装置のあらゆるＰＥＴ検出器ペアの２つのＰＥＴ検出器から等距離に配置される場合、（図２に示されるような）同時発生５１１ｋｅＶイベントペアの各々について、Δｔ＝ｔｉ−ｔｊを書くことができ。ここで、ｉ及びｊは、２つの同時発生５１１ｋｅＶイベントを取得するＰＥＴ検出器のインデックスであり、Δｔは、２つの同時発生５１１ｋｅＶイベントのタイムスタンプの間の符号付き時間差である。（「符号付き」とは、Δｔが早い方のタイムスタンプから遅い方のタイムスタンプを引いたものとして計算される場合、時間差は負になり、逆の場合には時間差は正になることを意味する）。このような式をすべて同時に解くことにより、ＰＥＴ検出器のオフセット時間｛ｔｎ｝ｎ＝１，…，Ｎの値を最適化することが期待される。
【００２６】
しかしながら、タイミング較正のために単一の移動しない放射性点源２０を使用することは、大きな問題に遭遇する。放射性点源２０の点の性質と、同時発生５１１ｋｅＶガンマ線ペアによって規定される各応答線（ＬＯＲ）は実際にラインであるという事実により、所与のＰＥＴ検出器について、すべてのＬＯＲは、所与のＰＥＴ検出器から放射性点源２０を通って延びる線に沿って反対側のＰＥＴ検出器と接続する。従って、ＰＥＴ検出器Ｄ１のすべてのＬＯＲは、反対側のＰＥＴ検出器Ｄ３と接続し、同様に、ＰＥＴ検出器Ｄ３のすべてのＬＯＲは、反対側のＰＥＴ検出器Ｄ１と接続する。従って、個々のＰＥＴ検出器Ｄ１、Ｄ３のためのオフセット時間ｔ１及びｔ３は、ＰＥＴ検出器Ｄ１，Ｄ３を含む同時発生５１１ｋｅＶ検出イベントペアのみから決定される。これらのペアはすべて、−４＝ｔ１−ｔ３と書かれる式Δｔ＝ｔｉ−ｔｊをもつ。
【００２７】
図２及び図３を比較すると、式−４＝ｔ１−ｔ３は、単一解をもたない。グラウンドトゥルースの（すなわち正しい）解は、図２に示すようにｔ１＝−４及びｔ３＝０であるが、別の可能な（ただし誤った）解は、図３に示すようにｔ１＝−２及びｔ３＝＋２である。両方とも時間差Δｔ＝−４を与える。
【００２８】
要するに、中心に配置される静止した放射性点源２０がタイミング較正に使用される場合、所与の検出器素子ｉに関して、ただ１つの反対側の検出器素子ｊがあり、検出素子ｉを含むすべてのＬＯＲが、検出器素子ｊを通る。従って、検出器ｉ及びｊのオフセット時間の差は決定されることができるが、２つのＰＥＴ検出器ｉ及びｊの間の当該差を割り当てる方法はない。
【００２９】
この問題を解決するために、放射性点源ではなく、空間的に分布した較正放射性源が使用されることができる。このようにして、検出器素子ｉに関連付けられたＬＯＲは、他の２以上の反対側のＰＥＴ検出器を含み、その結果、ＰＥＴ検出器ｉを含む式の組を解くことができるようになる。しかしながら、較正用放射性源が大きすぎると、ＬＯＲに沿った陽電子−電子消滅イベントの位置の不確実性が大きくなり、タイミング較正の精度が低下する。逆に、空間的に分布する放射性源が小さすぎる（なお点源よりも大きい）場合、ＰＥＴ検出器ｉを含むＬＯＲは、反対側のすべての隣接するＰＥＴ検出器の小さなグループを含む。この小さいグループが完全に単一のＰＥＴ検出器モジュール上にある場合、小さいグループのすべての検出器のオフセット時間は同様でありうる（これは、例えば、タイムラグが主に、ＰＥＴ検出器モジュールのすべての検出器によって共有される伝送ラインの遅延に起因する場合である）。この場合、状況は図２と同様であるが、追加の同様の反対側の検出器からの冗長データがある。
【００３０】
図２を参照して提示された問題を解決する別の選択肢は、複数の放射性点源を使用すること、又はデータ取得中に放射性点源を移動することである。ソース（又は移動ソース）はなお点源であるので、空間的な不確実性の問題は軽減される。ただし、複数の放射性点源を使用することは、コストを高くし、検査領域内の異なる場所に各線源を配置するためにハードウェアを取り付ける必要がある。取得中に単一の放射性点源を移動することは、機械的に複雑であり、実現するのが難しく、複雑な取り付けハードウェアを必要とする。更に、複数の点源又は単一の移動する点源のいずれかを使用することは、中心に位置する静止した単一の点源の幾何学的な単純さを排除し、かかる単一の点源は、放射性点源２０を通るＬＯＲを規定することができるＰＥＴ撮像装置のあらゆるＰＥＴ検出器ペアの２つのＰＥＴ検出器から等距離にある。これは、結果的な式の同時解において用いられる結果の行列マの評価を複雑にする。これを理解するために、式Δｔ＝ｔｉ−ｔｊは、点源から等距離にある２つのＰＥＴ検出器ｉ及びｊに依存すると考える。代わりに、放射性点源がＰＥＴ検出器リング４の中心にない場合、式がΔｔ＝ｔｉ−ｔｊ＋Ｔｉｊになる定数項があり、ここで、項Ｔｉｊは、点源から各検出器ｉ及びｊまでの実際の飛行時間差を考慮する。更に、Ｔｉｊは、一般に、各々の検出器ペアごとに異なり、検出器リングの特定の幾何及び放射性点源の配置に依存する。
【００３１】
本願明細書において、ＰＥＴ検出器リング４のアイソセンタに配置される単一の固定の放射性点源の使用を可能にする代替の解決策が開示され、すなわち、かかる放射性点源は、放射性点源２０を通るＬＯＲを規定することができるＰＥＴ検出器リング４のあらゆるＰＥＴ検出器ペアの２つのＰＥＴ検出器から等距離の位置にある。開示するアプローチは、いくつかの陽電子放出放射性同位体が、２つの反対方向の５１１ｋｅＶガンマ線（陽電子−電子消滅によって生成される）及び５１１ｋｅＶとは異なるカスケードガンマ線エネルギーを持つカスケードガンマ線の放出によって崩壊するという観察を前提とする。より一般的には、カスケードガンマ線エネルギーは、Ｅｃａｓｃと表現される。放出される２つの反対方向の５１１ｋｅＶガンマ線は、ＰＥＴイメージングにおいて通常使用されている。しかしながら、イメージング処理１１の間、第３のガンマ線、すなわちカスケードガンマ線が、５１１ｋｅＶ付近の比較的狭い通過帯域内のガンマ線のみを保持するエネルギーフィルタリング処理１４（図１参照）により除去される。本願明細書に開示されるタイミング較正アプローチは、カスケードガンマ線がいかなる優先方向にも向けられないという更なる観察を前提とする。
【００３２】
このような陽電子放出放射性同位体の例は２２Ｎａであり、これは、２つの反対方向の５１１ｋｅＶガンマ線（陽電子−電子消滅によって生成される）及び約１２７５ｋｅＶのエネルギー（すなわちＥｃａｓｃ＝１２７５ｋｅＶ）を持つカスケードガンマ線の放出を含む崩壊経路を有し、かかるカスケードガンマ線は、２つの反対方向の５１１ｋｅＶガンマ線の方向と比較して、特定の放出方向に制約されない。１２７５ｋｅＶのカスケードガンマ線は、陽電子放出によって２２Ｎａ同位体から生成されるネオン原子の脱励起により約９０％の時間で放出される。陽電子放出とカスケードガンマ線放出との間の遅延は約３ピコ秒である。
【００３３】
例示の実施形態において、放射性点源２０は、２２Ｎａの放射性点源であると想定され、２２Ｎａの放射性点源は、ＮＥＭＡ標準の点源であり、直径０．２５ｍｍの２２Ｎａ点源が１０ｍｍ／辺のアクリルキューブに埋め込まれている。ただし、他の点源のサイズが用いられることもできる。更に、ここでは２２Ｎａ点源が、例示の点源として使用されるが、開示するアプローチは、５１１ｋｅＶ以外のエネルギーで統計的に有用なカスケードガンマ線を放出する陽電子放射性同位体を用いることもできる。カスケードガンマ線のエネルギーは、それが有限の検出器エネルギー分解能及びコンプトン散乱にかかわらず識別可能であるように、５１１ｋｅＶよりも数エネルギーシグマ大きいことが望ましい。考えられる他の放射性同位体はＫ−３８、Ｃｕ−６０などを含むが、これらの同位体の半減期はより短いので、日常的にタイミング較正ソースとして使用するにあまり便利でない。
【００３４】
ここで図４及び図５を参照して、放射性点源により放出されるカスケードガンマ線を利用する開示されるタイミング較正アプローチが記述される。図２に示す検出器の構成が再び考えられ、検出器Ｄ１は−４のオフセット時間を有し、検出器Ｄ３は、ここでもゼロのオフセット時間を有する。図４に示すように、ここでは、２つの５１１ｋｅＶガンマ線の１つが、検出器リングからの散乱、吸収、又は他の何らかの損失メカニズムにより失われると仮定される。一方、第３のガンマ線、つまりエネルギー１２７５ｋｅＶのカスケードガンマ線が更に、Ｎｅ原子の基底状態への脱励起により、陽電子放出に続いて放出される。（ネオン原子は、陽電子の放出による２２Ｎａ原子の核変換によって生成される）。前述のように、同時発生検出ウィンドウ１６の幅は、期待される最大の飛行時間差Δｔよりも大きくする必要があり、直径約７０ｃｍの典型的な本体サイズの医療用イメージングＰＥＴガントリの場合は２３３０ｐｓのオーダーである。従って、Ｎａ−２２における陽電子放出及び後続のカスケードガンマ線放出の間の平均３ｐｓの遅延、及び陽電子が消滅するのに必要な時間は、同時検出ウィンドウ１６に対し、測定されたタイミング重心オフセットにあまり影響を及ぼさない。本願明細書で認識されるように、タイミング較正の目的のために、カスケードガンマ線は、２つの反対方向の５１１ｋｅＶガンマ線と方向的に相関しないという実質的な利点を有する。従って、５１１ｋｅＶ−５１１ｋｅＶのガンマ線ペアによって規定される検出器Ｄ１を含むあらゆるＬＯＲもまた、必然的に、（散乱がない場合）検出器Ｄ３を含むが、このような制約は、１２７５ｋｅＶのカスケードガンマ線には適用されず、カスケードガンマ線は、ＰＥＴ検出器リング４の任意のＰＥＴ検出器によって検出される。非限定的な例として、図４は、ＰＥＴ検出器Ｄ５によって検出される１２７５ｋｅＶのカスケードガンマ線を任意に示す。しかしながら、図５に示すように、検出器Ｄ１に関連する次のイベントは、異なるＰＥＴ検出器Ｄ６により検出される１２７５ｋｅＶのカスケードガンマ線を有しうる。
【００３５】
図６を参照して、カスケードガンマ線を放出する２２Ｎａ崩壊イベントによって放出される３つすべての同時発生ガンマ線を検出することも可能である。３つの同時発生ガンマ線は、２つの反対方向の５１１ｋｅＶガンマ線、及びＥｃａｓｃ＝１２７５ｋｅＶのカスケードガンマ線である、図６に示す同時発生トリプレットは、５１１−５１１ｋｅＶの１つのダブル同時発生及び５１１−１２７５ｋｅＶの２つのカスケードガンマ同時発生と解釈されることができる。
【００３６】
図１に戻り、前述の観察を利用するとともに、特にタイミング較正を実行するために単一の固定の放射性点源２０の使用を可能にするように追加のカスケードガンマ線を利用するタイミング較正方法３０が示される。処理３２において、（１）５１１ｋｅＶのエネルギーを持つイベント、及び（２）５１１ｋｅＶとは異なるカスケードガンマ線エネルギー（Ｎａ放射性同位体の例では１２７５ｋｅＶ）を持つイベント、の両方のイベントを選択するように、エネルギーウィンドウが適用される。処理３２は、例えば５１１ｋｅＶを中心とする中心とする第１の通過帯域及びカスケードガンマ線エネルギー（２２Ｎａ例では１２７５ｋｅＶ）を中心とする第２の通過帯域をもつ二重通過帯域を有する選択機能３４を用いることができる。有利なことに、これは、典型的には、ＰＥＴ検出器リング４又は関連する電子機器に対する変更を必要としない。そうではなく、タイムスタンプ付きの検出イベントログ８に記憶されているイベントデータに対して処理が実行される。企図される変形された実施形態において、選択機能は、５１１ｋｅＶ及び１２７５ｋｅＶの両方を包含するに十分広い単一の通過帯域を有することができる。いずれの場合も、カスケードガンマを目標とするエネルギー受容ウィンドウは、部分エネルギー（たとえば、８００又は９００ｋｅＶ）で検出される（ソース又は検出器内で）散乱されたカスケードガンマも検出することができるように十分広いことが好ましい。一実装形態において、５１１ｋｅＶガンマの通常の上限エネルギー閾値が６４０ｋｅＶに設定される場合、この閾値を超えるエネルギーが検出された他のガンマヒットは、１２７５ｋｅＶカスケードガンマに起因しうる。
【００３７】
処理３６において、同時発生検出ウィンドウが適用される。処理３６がカスケードガンマも含む同時発生も捕捉することを除いて、同時発生検出処理３６は、イメージング処理１１で用いられる同時発生検出動作１６に類似する。より具体的には、同時発生５１１ｋｅＶ−５１１ｋｅＶペア４０は、処理１６と同様に収集されるが、処理３６は、同時発生５１１ｋｅＶ−１２７５ｋｅＶカウント４２も収集する（又は、一般化された例では、同時発生５１１ｋｅＶ−Ｅｃａｓｃカウント４２を収集する）。本願明細書では（図４を簡単に参照して）このようなイベントをＸカウントとも呼ぶ。図４の例では、カスケードガンマ線と同時に発生する５１１ｋｅＶガンマ線が１つだけ検出される。このような状況は、例えば、崩壊により２つの反対方向の５１１ｋｅＶガンマ線と１２７５ｋｅＶカスケードガンマ線を含むトリプレットが生成されるが、２つの反対方向の５１１ｋｅＶガンマ線のうちの１つが散乱するか、相互作用なしに検出器を通過する場合、又は、失われた５１１ｋｅＶガンマ線が、ＰＥＴ検出器リング４のいかなるＰＥＴ検出器によっても検出されない方向に向けられる場合に生じる（図６を参照）。
【００３８】
図１を引き続き参照すると、ある実施形態において、同時発生検出処理３６は更に、図６に示す例のように、同時発生５１１ｋｅＶ−５１１ｋｅＶ−１２７５ｋｅＶトリプレット４４を捕らえる（又は、一般化される場合、同時発生５１１ｋｅＶ−５１１ｋｅＶ−Ｅｃａｓｃトリプレット４４）を収集する）。代替として、このようなトリプレットは、３つの同時発生ペアとして処理されることができ、この場合、１つの同時発生ペアは、５１１ｋｅＶ−５１１ｋｅＶペア４０であり、２つの同時発生ペアは、５１１ｋｅＶ−Ｅｃａｓｃペア４２である。同時発生５１１ｋｅＶ−５１１ｋｅＶペアについて処理を行う既存のタイミング較正アプローチは、５１１ｋｅＶ−Ｅｃａｓｃペアを付加的に処理するように容易に適応されることができ、ある実施形態では、撮像データを処理するために使用されるものと同じ同時発生検出ウィンドウ１６が、同時発生検出ウィンドウ３６として使用されることができる。この後者のアプローチでは、トリプレットとして記憶される同時発生トリプレット４４の処理は、（図１の点線を使用してこの追加データセット４４を示すことによって示されるように）適切に省略される。
【００３９】
更に図６を参照して、検出器Ｄ１−Ｄ５、検出器Ｄ１−Ｄ３、及び検出器Ｄ３−Ｄ５の同時発生は、単一の放射性崩壊の一部として生じる必要はなく、３つの別々の崩壊の集合として生じるものであってもよい。図６において、動かされない点源を使用する場合の検出器Ｄ３とＤ５間の真の同時発生は、５１１−Ｅｃａｓｃ同時発生を使用する場合にのみ可能であることに注意されたい。
【００４０】
図１を引き続き参照して、検出された同時発生ペア４０、４２及び（任意の）検出された同時発生トリプレット４４は、タイミング較正生成処理５０に入力され、タイミング較正生成処理５０が、これらの同時発生ペア４０、４２及び（任意の）同時発生トリプレット４４に基づいて式の組を生成し解く。処理５０は、ＰＥＴ検出器のオフセット時間｛ｔｎ｝ｎ＝１，…，Ｎの値に関する式の組を同時に解くことを含む（ここでＮは、ＰＥＴ検出器の数であり、ｔｎは、ｎ番目のＰＥＴ検出器のオフセット時間である）。式の組は、以下を含む。
【００４１】
最初に、各々の５１１ｋｅＶ−５１１ｋｅＶイベントペア４０は、処理５０によって次式に定式化される。
Δｔ＝ｔｉ−ｔｊ（１）
ここで、ｉ及びｊは、２つの同時発生５１１ｋｅＶイベントを取得するＰＥＴ検出器をインデックス付けし、Δｔは、２つの同時発生５１１ｋｅＶイベントのタイムスタンプの間の符号付き時間差である。
【００４２】
同時発生検出器３６によって検出される場合、各カスケードイベントペア４２は、処理５０によって次式に定式化される：
Δｔ＝ｔｉ−ｔｋ（２）
ここで、ｉは、同時発生５１１ｋｅＶイベントを取得するＰＥＴ検出器をインデックス付けし、ｋは、同時発生カスケードイベントを取得するＰＥＴ検出器をインデックス付けし、Δｔは、同時発生５１１ｋｅＶとカスケードイベントのタイムスタンプの間の符号付き時間差である。
【００４３】
同時発生検出器３６によって検出される場合、各カスケードイベントトリプレット４４は、処理５０によって以下の３つの式に定式化される：
Δｔｉｊ＝ｔｉ−ｔｊ
Δｔｉｋ＝ｔｉ−ｔｋ    （３）
Δｔｊｋ＝ｔｊ−ｔｋ
ここで、ｉ及びｊは、２つの同時発生５１１ｋｅＶイベントを取得するＰＥＴ検出器をインデックス付けし、ｋは、同時発生カスケードイベントを取得するＰＥＴ検出器をインデックス付けし、Δｔｉｊは、同時発生５１１ｋｅＶイベントのタイムスタンプの間の符号付き時間差であり、Δｔｉｋは、ｉとインデックス付けされたＰＥＴ検出器によって取得された同時発生５１１ｋｅＶイベントのタイムスタンプと、同時発生カスケードイベントのタイムスタンプとの間の符号付き時間差であり、Δｊｋは、ｊとインデックス付けされたＰＥＴ検出器によって取得された同時発生５１１ｋｅＶイベントのタイムスタンプと、同時発生カスケードイベントのタイムスタンプとの間の符号付き時間差である。
【００４４】
処理５０は、取得したペア及び（任意の）トリプレットを適切な式（１）、（２）、又は（３）に定式化することによって生成される式の組を同時に解き、この式の組が、同時に解かれることにより、ＰＥＴ検出器のオフセット時間｛ｔｎ｝ｎ＝１，…，Ｎが最適化される。任意のタイプの最小二乗最適化などが用いられることができる。｛ｔｎ｝ｎ＝１，…，Ｎを求めるための１つの可能な反復方程式は以下である：
2020519865.tif 000003
ここで、ｋは、反復インデックスであり、ｉは、現在の検出器素子ｎに接続するすべてのカウントのセット｛Ｍｎ｝にわたって実行される検出されたカウントインデックスである。式の組を同時に解くことは、一般に最小二乗最適化などによって実施され、求められるオフセット時間は、正確な数値ではなく、損失関数、目的関数、又はその他の最適化フィットメトリックを最小化するように最適化される。
【００４５】
タイミング較正プロセス３０が、タイミング較正１２の既存のインスタンスを更新するために実行される場合、オフセット時間｛ｔｎ｝ｎ＝１，…，Ｎの現在の値が、この最適化の初期値として任意の使用されることができる。タイミング較正プロセス３０が初めて実行されるか、又は現在のオフセット時間値によって最適化がバイアスされないことを保証することが望ましい場合、オフセット時間｛ｔｎ｝ｎ＝１，…，Ｎは、すべてゼロの値、又はゼロを中心としたランダムな偏差、その他に初期化される。オフセット時間｛ｔｎ｝ｎ＝１，…，Ｎの結果的に最適化された値は、新しい又は更新されたタイミングキ較正１２としてメモリにロードされ、その後、イメージングプロセス１１による画像再構成のために取得されたＬＯＲの飛行時間（ＴＯＦ）ローカライゼーションの計算に使用される。
【００４６】
カスケードガンマ線を含むすべてのケースで、ＰＥＴ検出器ｉ及びｊは、常に対向しているが、カスケードガンマ線を検出するＰＥＴ検出器ｋは、ＰＥＴ検出器リング４の他のＰＥＴ検出器でありうる。このカスケードガンマ線の方向相関の欠如は、タイミングオフセットの決定の改善を可能にするが、放射性点源２０を通るＬＯＲを規定することができるＰＥＴ撮像装置のあらゆるＰＥＴ検出器ペアの２つのＰＥＴ検出器から等距離に位置する単一の固定の放射性点源２０をなお使用する。ＰＥＴ検出器ｉ及びＰＥＴ検出器ｋの間（又はＰＥＴ検出器ｊ及びＰＥＴ検出器ｋの間）に規定することができる応答線（ＬＯＲ）はないが、放射性点源２０は点源であり、その位置は知られているので、そのような同時発生からのタイミング情報は、タイミング較正に十分なはずである。
【００４７】
放射性点源２０の中心位置は、単純化された式（１）−（３）をもたらす簡素化されたジオメトリを提供するので有益であり、かかる式は、タイムスタンプ付きの放射線検出イベントデータセットの取得全体を通じて、放射性源が静止した状態で、放射性源２０によって放出される同時発生データセット４０、４２、４４をモデル化する。しかしながら、代わりに、放射性点源を検査領域２２の他の場所に配置することも可能である。この場合、式（１）−（３）は、Δｔ＝ｔｉ−ｔｊ＋Ｔｉｊの式によって置き換えられる必要があり、ここでＴｉｊは、異なる飛行距離による、点源から各検出器素子ｉ及びｊまでの実際の飛行時間差を考慮する。前述のように、これらのファクタＴｉｊは、概して、検出器ペアごとに異なり、検出器リングの特定のジオメトリ及び放射性点源の（中心ではない）配置に依存する。
【００４８】
Philips Ingenuity TF PET/CTスキャナと同様のＰＥＴカメラジオメトリをシミュレートするために、ＧＡＴＥ  ｖ５．０．１を使用してモンテカルロシミュレーションが実行された。シミュレートされた放射性点源は、視野の中心に配置された（すなわち、放射性点源２０を通るＬＯＲを規定することができるＰＥＴ撮像装置のあらゆるＰＥＴ検出器ペアの２つのＰＥＴ検出器から等距離にある）０．１ＭＢｑ放射能をもつ２２Ｎａ点源であり、１０秒間シミュレートされた。シミュレーションは、２つのエネルギーウィンドウでシングルスを取得した。一方のウィンドウは、５１１ｋｅＶ同時発生のための４４０−６６４ｋｅＶであり、他方のウィンドウは、高エネルギーカスケードガンマ線のための６６４−２０００ｋｅＶであった。シングルスは、４．５ｎｓのタイミング同時発生ウィンドウにわたって、ダブルの５１１−５１１ｋｅＶ又はＸ同時発生５１１−１２７５ｋｅＶのいずれかの同時発生に合致された。収集時間１０秒にわたる１００ｋＢｑを中心とするＮａ−２２点源のシミュレーションでは、次の統計が取得されたことが示された：ダブルの５１１−５１１ｋｅＶ同時発生：〜５８８６３カウント（ｃｐｓ＝１秒あたりのカウント）及びＸ同時発生（５１１−１２７５ｋｅＶ）の同時発生：〜１１５２８カウント。通常の５１１ｋｅＶ−５１１ｋｅＶ同時発生と同様に５１１−１２７５ｋｅＶ同時発生を含む同様のカウント統計を得るために、取得時間又は較正ソースアクティビティが中程度（累積で約５倍）増やされる必要があると推定されることができる。同時発生４０、４２、４４（図１参照）のすべての可能なタイプを使用するアプローチが最も有利であることが推定される。標準の５１１−５１１ｋｅＶ  ＰＥＴの同時発生は、統計値が高いためタイミング較正に役立ち、カスケードガンマ線を含む同時発生は、図２及び図３を参照して記述される説タイミング較正の問題を解決する。別の要因は、前述のように、ＰＥＴ検出器のタイミングオフセットは、ＰＥＴ検出器モジュールやタイルなどの大きなグループにわたって相関されることができるので、オフセットを適切に推定するために必要な統計量が少なくてすむ。このようにしてカスケードガンマ線を含む同時発生を使用して、素子をグループ化し、ダブル同時発生情報に基づいてソリューションの高周波成分を決定し、Ｘ同時発生を使用してソリューションの低周波エラーを補正することにより、標準のダブル同時発生方法の数値解を安定させることができる。
【００４９】
本開示は、好適な施形態を参照して記述された。上述の詳細な説明を読み理解することにより、変形例及び変更例が当業者に思いつくであろう。本発明は、そのようなすべての変形例及び変更例が添付の特許請求の範囲又はその均等物の範囲内に入る限り、それらの変形例及び変更例を含むものと解釈されることが意図される。
【図１】
2020519865.tif 000004
【図２】
2020519865.tif 000005
【図３】
2020519865.tif 000006
【図４】
2020519865.tif 000007
【図５】
2020519865.tif 000008
【図６】
2020519865.tif 000009
【国際調査報告】
2020519865.tif 000010
2020519865.tif 000011
2020519865.tif 000012