JP2000046950A - ガンマ線カメラ - Google Patents

ガンマ線カメラ

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JP2000046950A
JP2000046950A JP11131785A JP13178599A JP2000046950A JP 2000046950 A JP2000046950 A JP 2000046950A JP 11131785 A JP11131785 A JP 11131785A JP 13178599 A JP13178599 A JP 13178599A JP 2000046950 A JP2000046950 A JP 2000046950A
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collimator
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source
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Bruce E Lutheran
イー ルーザラン ブルース
Frank P Difilippo
ピー ディフィリッポ フランク
Gagnon Daniel
ギャグノン ダニエル
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    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/161—Applications in the field of nuclear medicine, e.g. in vivo counting
    • G01T1/164—Scintigraphy
    • G01T1/1641—Static instruments for imaging the distribution of radioactivity in one or two dimensions using one or several scintillating elements; Radio-isotope cameras
    • G01T1/1642—Static instruments for imaging the distribution of radioactivity in one or two dimensions using one or several scintillating elements; Radio-isotope cameras using a scintillation crystal and position sensing photodetector arrays, e.g. ANGER cameras
    • G—PHYSICS
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    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/02—Devices for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/03—Computerised tomographs
    • A61B6/037—Emission tomography

Abstract

(57)【要約】 （修正有） 【課題】 単一線放射源がＳＰＥＣＴ及びＰＥＴの両画
像で使用できると共に、線放射源から伝送された放射線
ビームは線放射源を動かすことなく検出器ヘッドを横切
って掃引されるようにする。 【解決手段】 ＳＰＥＣＴ及びＰＥＴ画像の両方の使用
に適している伝達放射源体が媒体エネルギー伝達源を有
する線放射源体３５を含み、線放射源体は媒体エネルギ
ー伝達源６５の回りに回転可能に配置された一次コリメ
ータ５６を含んでいる。一次コリメータは線放射源から
射出された伝達ビームの幅を形成する１以上のビーム制
限溝９５を含んでいる。オンオフ動作のコリメータ５７
は一次コリメータの回りに回転可能に配置され、線放射
源のオンオフ状態を制御する。オンオフ動作のコリメー
タはビーム出口溝１２０を含み、ビーム制限溝の１つと
一直線に並べられる時、伝達ビームに線放射源を出させ
る。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は特に診断画像のため
のガンマ線カメラに関する。それは、単光子射出コンピ
ュータ断層撮影（ＳＰＥＣＴ）及び陽子射出断層撮影
（ＰＥＴ）に関連する特定の出願であり、特定の引用と
共に説明する。しかし、本発明は又、他の核医学及び伝
送放射線診断画像での適用を見出すことが認められるで
あろう。
【０００２】
【従来の技術】核医学において、放射性医薬品は一般
に、循環システムを撮像するため又は注射した放射性医
薬品を吸収する特定の臓器を撮像するため、患者の血液
流れに注射される。注射された放射性医薬品のタイプに
より、ＳＰＥＣＴ又はＰＥＴ画像のいずれかが通常、最
終画像を得るために使用される。
【０００３】単光子射出コンピュータ断層撮影画像にお
いて、Ｔｌのような単光子射出放射性医薬品が患者又は
対象物に導入される。検出器は患者の表面にぴったりと
近接して配置され、放射性医薬品の崩壊の放射特性を監
視する。検出器はコリメータを含み、該コリメータは比
較的限定された入射角に沿って光子を動かせるだけで検
出器に到達する。患者の画像は検出された光子によって
得られた情報を使用して再生される。検出器を１つだけ
有するガンマ線カメラを使用してＳＰＥＣＴ画像が完成
されてもよいが、２以上の検出器を有するガンマ線カメ
ラが使用されてもよい。
【０００４】陽子射出断層撮影は核医学の一部門であ
り、Ｆ−フルオロデオキシグルコース（ＦＤＧ）のよう
な陽子射出放射性医薬品が患者の体内に導入される。各
射出陽子は消滅事象として公知のものの電子と反応し
て、それにより一対の５１１ｋｅＶのガンマ線を発生さ
せる。ガンマ線はほぼ１８０°離れた方向、即ち、反対
方向に射出される。一対の検出器はそれぞれのガンマ線
の位置及びエネルギーを示し、それにより消滅事象及び
陽子源の位置に関する情報を提供する。一対のガンマ線
が実質的に同時、例えば一致して検出された場合、一致
回路が決定するために使用される。ガンマ線は反対方向
に進むので、陽子消滅は検出したガンマ線をつなぐ一致
の線に沿って起こったと言われる。多くのそのようは事
象が集められ、画像を再生するために使用される。少な
くとも２つの検出器を有する画像装置はＰＥＴ画像のた
めに要求されるが、追加の検出器が使用されてもよい。
【０００５】ＳＰＥＣＴ及びＰＥＴの両画像技術に対す
る欠点は、撮像される患者又は物体が、放射減衰又は散
乱に関して完全に均一ではないことである。例えば、人
の患者は多くの異なる組織及び骨のタイプを含み、放射
性医薬品からの放射線を異なる程度に吸収又は散乱させ
る。従って、ＳＰＥＣＴ及びＰＥＴの両画像は、人間を
通過する各経路に沿った散乱又は減衰に対する放射損失
を修正される場合には、もっと正確に作られることがで
きる。
【０００６】従って、体の一方側に線放射源のようなガ
ンマ放射線の伝送源を配置すると共に体を通るガンマ放
射線の伝送を測定することにより、体の組織の実際の減
衰率を測定することが公知である。より詳細には、線放
射源から生じると共に体を通過するガンマ放射線はガン
マ線カメラ検出器により検出され、放射性医薬品の検出
されたガンマ線から再生された画像での減衰及び恐らく
散乱を修正するために使用される。不運にも、現存の線
放射源、及びそれらを使用する現存のガンマ線カメラシ
ステムは一定の不利益をこうむっている。
【０００７】例えば、ピッカーインターナショナル社
（Picker International, Inc）に譲渡されている米国
特許 No.5,479,021に開示されているように、扇型ビー
ム放射の線放射源は２つの検出器と対向する第３の間で
回転するガントリーに取付けられている。この取り付け
配置の欠点は、対向した２つの検出器ヘッドシステムに
適用できないことである。更に、現在、線放射源に対向
して配置された検出器はその位置から動いてもよいの
で、そのような取付け配置は検出器が互いに相対的に動
くシステムに対してうまく適さないであろう。
【０００８】対向する検出器を有するシステムで線放射
源を使用する１つの技術は、対向する検出器の一方側で
線放射源を取付けることである。線放射源はその後、放
射線の扇型ビームを対向する検出器に向けてもよい。そ
のような構成はピッカーインターナショナル社に譲渡さ
れた米国特許 No．5,210，421の１実施例に示されてい
る。このアプローチの欠点は、対向する検出器のコリメ
ータは線放射源から伝送された放射線の検出を可能にす
るため修正されなければならないことである。より詳細
には、対向する検出器のコリメータは放射線の扇型ビー
ムを受けるように形成されることが必要である。ＳＰＥ
ＣＴ画像では、そのようなコリメータ構成は通常、検出
器の視野に対する有害な影響及びデータ切り捨てによる
アーチファクトの要因となる。更に、そのような取付け
構成は検出器が互いに相対的に動くシステムにうまく適
さない ＡＤＡＣ研究所に譲渡された米国特許 No．5,552,606で
は、減衰補正のため線放射源を使用する更に別の技術を
説明している。前記米国特許 No．5,552,606では、線放
射源は検出器に対向する横木に移動可能に取付けられて
示されており、対向する検出器の面を横切って線放射源
に放射線の平行ビームをスキャンさせるようになってい
る。前記米国特許 No．5,552,606の線放射源の構成は放
射線の扇型ビームを受領可能なコリメータを有し対向す
る検出器を必要としないが、線放射源体は線放射源を移
動可能に支持すると共にその線形位置をたどる複雑な機
械配置の使用を必要とする。更に、前記米国特許 No．
5,552,606での線放射源の配置は検出器ヘッドに対して
互いに対向して配置されることを許容せず、検出器が互
いに相対的に動くシステムの使用には適していない。
【０００９】対向した検出器を有するシステムの線放射
源を使用するさらに別の技術は、１９９６年５月２９日
に出願されると共にピッカーインターナショナル社に譲
渡された係属中の米国特許 No．5,834,780で説明されて
いる。この出願では、検出器面に移動可能に取付けられ
るスキャンニング線放射源を説明している。検出器面を
横切って線放射源を動かすことにより、放射線の平行ビ
ームはその面に実質上直交する平面の対向する検出器に
向けられてもよい。従って、依然として（好ましくない
扇型ビームのコリメータと反対の）平行ビームのコリメ
ータを使用させることができる間、検出器ヘッドは互い
に対向して配置されてもよい。米国特許No．5,834,780
は他の現存する技術上の明確な利点を提供するが、線放
射源を検出器に付ける機械的取付け部品の使用を必要と
する。また、そのような構成は互いに相対的に動く検出
器を有するシステムでの使用にうまく適している。
【００１０】
【発明が解決しようとする課題】線放射源はＳＰＥＣＴ
及びＰＥＴの両画像で使用されるが、一方で使用される
線放射源は他方での使用に適合しないことが認められる
であろう。より詳細には、ＳＰＥＣＴで使用される線放
射源は通常、Ｇｄ−１５３（１００ｋｅＶ）、Ｔｃ−９
９ｍ（１４０ｋｅＶ）、又はＡｍ−２４１（６０ｋｅ
Ｖ）のような低エネルギーのアイソトープを含んでい
る。比較すると、ＰＥＴで使用される線放射源は通常、
Ｇｅ−６８（５１１ｋｅＶ−同時発生）又はＣｓ−１３
７（６２２ｋｅＶ−単一）のような高エネルギーのアイ
ソトープを含んでいる。ＳＰＥＣＴで使用される低エネ
ルギーのアイソトープがＰＥＴで使用される高エネルギ
ーのアイソトープと置換される場合、幾つかの困難が生
じるであろう。１つには、ＳＰＥＣＴで患者に注射され
た放射性医薬品は通常、低エネルギーであるので、その
ようなシステムでの線放射源からの高エネルギー放射線
の導入は、検出器が低エネルギー及び高エネルギーの両
範囲で確実に放射線を検出できることが要求されるであ
ろう。同様に、ＳＰＥＣＴシステムからの低エネルギー
のアイソトープが通常高エネルギーの放射性医薬品だけ
を使用するＰＥＴシステムの線放射源に置かれた場合、
検出器は再び広範囲のエネルギーを取扱うことができる
必要があるだろう。不運にも、多くの検出器は、高品質
の減衰マップを作る必要のあるそのような大きなダイナ
ミックレンジのエネルギーに渡って確実に検出すると共
に画像を再生することはできない。更に、別の方法で低
エネルギーのＳＰＥＣＴシステムへの高エネルギーのア
イソトープの導入は、低エネルギーの放射性医薬品のエ
ネルギー窓でかなり大きい汚染の増加の要因となるだろ
う。より詳細には、高エネルギーのアイソトープの放射
線からのかなり大量の散乱が低エネルギーの放射性医薬
品のエネルギー範囲になり、それにより患者から受けた
放射線と線放射源から受けた放射線とを識別するのは検
出器にとって困難にさせているので、画像品質は反対に
影響を及ぼされる。同様に、低エネルギーのアイソトー
プが高エネルギーの放射性医薬品を有するＰＥＴシステ
ムに導入されるならば、高エネルギーの放射性医薬品か
らの散乱は低エネルギーのアイソトープからの放射線を
検出する能力を著しく低下させるだろう。従って、線放
射源はＳＰＥＣＴ又はＰＥＴシステムのいずれかでの使
用のため個々に形成される。
【００１１】多くの従来技術の線放射源技術の別の欠点
は、線放射源により射出されるが患者により減衰されな
い放射線が実質的に減衰することなく検出器に到達する
ことである。このシャインバイ（shine by）放射線は異
質な検出器数となり、検出器の飽和を引き起こし、画像
データに不正確さを導く。
【００１２】
【課題を解決するための手段】本発明は新しく改善した
スキャニング線放射源を意図している。
【００１３】伝送放射源体は媒体エネルギー伝送源を有
する線放射源体を含んでいる。線放射源体は媒体エネル
ギー伝送源の回りに回転可能に配置された一次コリメー
タを含んでいる。一次コリメータは線放射源から射出さ
れる伝送ビームの幅を形成する１以上のビーム制限溝を
含んでいる。オンオフ動作のコリメータは一次コリメー
タの回りに回転可能に配置され、線放射源のオンオフ状
態を制御するのに役立つ。より詳細には、オンオフ動作
のコリメータはビーム出口溝を含み、ビーム制限溝の１
つと一直線に並んでいる時に、ビーム出口溝は伝送ビー
ムを線放射源から出させる。対向する検出器ヘッドを横
切って伝送ビームを掃引するため、一次コリメータ及び
オンオフ動作のコリメータはオン位置のオンオフ動作の
コリメータと共に線放射源の回転軸の回りを同期して回
転する。線放射源を切るため、オンオフ動作のコリメー
タのビーム出口溝は回転され一次コリメータのビーム制
限溝と一直線に並ばないようになっている。対向する検
出器ヘッドを横切って伝送データの計数統計を改善する
ため、一次コリメータ及びオンオフ動作のコリメータが
回転される割合は、伝送ビームがより高い減衰特性を有
する検査領域の領域（即ち、より低い計数率を提供する
領域）でより長い時間を費やすと共に低い減衰特性を有
する領域（即ち、高い計数率を提供する領域）でより短
い時間を費やすようになっている。
【００１４】線放射源は媒体エネルギー伝送ビームを供
給するので、ＳＰＥＣＴ画像で使用されるコリメータの
タイプは、付随した検出器の伝送ビームを受領する能力
をもたらす。より詳細には、ＳＰＥＣＴ画像で使用され
るコリメータは通常、低エネルギーのガンマ線を減衰す
るように形成されているので、媒体エネルギー伝送ビー
ムは過度の減衰損失なしに実質的にコリメータを通過可
能である。従って、ＳＰＥＣＴ画像で最大の視野を提供
する平行ビームコリメータは線放射源の位置及び動作に
かかわらず選択されてもよい。更に、媒体エネルギーの
アイソトープを有する線放射源は又、高エネルギーのＰ
ＥＴガンマ線からの散乱のために起こる伝送ビームへの
汚染を削減することによりＰＥＴ画像で使用されてもよ
い。汚染は対向する検出器を横切って狭い伝送ビームを
掃引することにより削減され、全体の汚染をより少なく
して狭い収集窓を有するようになっている。
【００１５】１つの特徴によれば、ガンマ線カメラシス
テムが提供される。そのガンマ線カメラシステムは、検
査領域の回りに配置されたガントリー、ガントリーに取
付けられた少なくとも１つの検出器、検査領域の方に面
する放射線感知面を有する検出器ヘッド、及び少なくと
も検査領域の一部分を横切ると共に放射線感知面により
検出可能な方向に媒体エネルギー伝送放射線を射出する
手段とを含んでいる。
【００１６】本発明の別の特徴によると、ガンマ線カメ
ラシステムが提供される。そのガンマ線カメラシステム
は検査領域の回りに配置されたガントリー及びガントリ
ーに取付けられた少なくとも１つの検出器ヘッドを含ん
でいる。検出器ヘッドは検査領域の方へ面する放射線感
知面を含んでいる。ガンマ線カメラシステムは放射線感
知面を横切って固定の伝送放射源から射出された伝送放
射線ビームを掃引する手段を更に含んでいる。
【００１７】本発明の更なる別の特徴によると、診断上
の撮像方法は、核カメラの検査領域の物体によって射出
された放射線を検出する手段と、媒体エネルギーアイソ
トープを有する伝送放射源を使用して少なくとも検査領
域の一部分を通る放射線ビームを伝送する手段と、放射
線ビームを検出する手段と、物体により射出された放射
線から画像描写を再生すると共に伝送した放射線ビーム
に従って画像描写を修正する手段とを含んでいる。
【００１８】本発明の更なる別の特徴によると、診断上
の撮像方法が提供される。その方法は検査領域の物体に
より射出された放射線を核カメラ検出器ヘッドの放射線
感知面で検出する段階と、少なくとも放射線感知面の一
部分を横切って固定の伝送放射源から射出された放射線
ビームを掃引する段階と、放射線ビームを検出する段階
と、物体により射出された放射線から画像描写を再生す
ると共に放射線ビームに従って画像描写を修正する段階
とを含んでいる。
【００１９】本発明の更なる別の特徴によると、ガンマ
線カメラを使用する撮像方法が提供される。そのガンマ
線カメラは画像領域の回りに配置された第１検出ヘッド
及び第２検出ヘッドを含み、画像領域内で発生する放射
線を検出するようになっている。その方法は、媒体エネ
ルギーアイソトープを有する第１の伝送放射源を使用し
て画像領域を通る第１放射線ビームを第１検出器ヘッド
に伝送する段階と、媒体エネルギーアイソトープを有す
る第２の伝送放射源を使用して画像領域を通る第２放射
線ビームを第２検出器ヘッドに伝送する段階と、第１及
び第２放射線ビームを検出する段階と、物体により射出
された放射線から画像描写を再生すると共に第１及び第
２放射線ビームに従って画像描写を修正する段階とを含
んでいる。
【００２０】
【発明の実施の形態】図面を参照して本発明を説明し、
全体的に、同様の参照番号は同様の要素に関連して使用
される。
【００２１】図１を参照すると、ガンマ線カメラ１０は
患者の検査領域１７の回りに配置された複数の放射線検
出器ヘッド１５ａ，１５ｂ，１５ｃ（集合的に検出器ヘ
ッド１５と呼ぶ）を有して示されている。ヘッド１５は
当分野の公知技術に従って互いに相対的に動くように形
成され、例えば、検出器ヘッド１５ａは、検出ヘッド１
５ｂに対向して配置され、又は、検出器ヘッド１５ｂに
関して９０〜１８０度変動する角度で配置されてもよい
ようになっている。患者の寝台又は他の患者支持台２１
は選択的に患者又は物体の関心領域を支持し検査領域１
７で検査される。
【００２２】検出器ヘッド１５は回転可能なガントリー
部分２２に取付けられ、該ガントリー部分は適切なモー
ター及び固定のガントリー部分２３により支持された軸
受体（図示せず）に接続されている。回転可能なガント
リー部分２２は検査領域の回りに各検出器ヘッド１５を
回転又は割り出しする手段として機能する。また、回転
するガントリー部分２２には、検査領域１７の方向でそ
の領域から離れて独立して放射状かつ検査領域１７の左
右部分に接して、各検出ヘッド１５を動かすための複数
の機械的駆動装置（図示せず）が取付けられている。検
出ヘッド１５はより平滑で容易な動作のためローラ往復
台又はすべり棒に取付けられるのが好ましい。
【００２３】各検出器ヘッド１５は閃光水晶の前に位置
するコリメータ１６ａ，１６ｂ，１６ｃ（集合的にコリ
メータ１６と呼ぶ）を有している。コリメータ１６は更
なる処理のため、一定の方向のコリメータ１６に入射す
る放射線だけを閃光水晶に進めさせる。コリメータ１６
は検出器ヘッド１５に着脱可能に取付けられ、更に各検
出器ヘッド１５の全体画像の解像度及び感度を規定する
のに役立つ。閃光水晶は閃光を発生することによりコリ
メータ１６を通過して入射する放射線に反応する。閃光
を受ける整然と並んでいる光電子増倍管は各閃光に応じ
て電気信号を発生させる。最も接近した光電子増倍管の
相対的な応答は閃光水晶に入射するガンマ線により発生
した閃光事象の空間的位置ｘ、ｙを示している。閃光水
晶、光電子増倍管及び結合回路は各検出器ヘッド１５の
鉛ケーシング内に配置されている。如何なるタイプのガ
ンマ線検出器ヘッドも又使用できることが認められるだ
ろう。
【００２４】図１及び図２に示されているように、伝送
放射源体２４は検出ヘッド１５ａ及び１５ｂの前面側に
配置されるのが好ましい。本実施例では、伝送放射源体
２４は接着剤、取付けボルト、及び又は他の従来の技術
を使用して各検出ヘッド１５のケーシング１８に取付け
られたベース２８を含んでいる。格納式アーム３０はピ
ボット棒を介してベース２８に蝶番式に旋回可能に取付
けられている。線放射源体３５のような伝送ビーム体は
ドライブボックス３６を通る格納式アーム３０の対向す
る端部に取付けられている。ドライブボックス３６は線
放射源体３５を提供し動力及び制御信号を作用させる。
ベース２８の受け穴４０は格納式アーム３０、ドライブ
ボックス３６及び線放射源体３５を収納可能な大きさ及
び形状を成している。ベース２８に配置されたドライブ
コントロール４５は格納式アーム３０に電気的に接続さ
れ、ピボット棒２９の回りに格納式アーム３０を回転さ
せるため格納式アーム３０に動力及び制御信号を供給す
るのに役立つ。ドライブボックス３６及びドライブコン
トロール４５は、より詳細に後述するように、固定のガ
ントリー部分２３から動力を受け取り、ガントリープロ
セッサ及び収集プロセッサから制御信号を受け取る。
【００２５】図３に示されているように、線放射源体３
５は円筒状の放射源ホルダ５５、一次コリメータ５６、
及びオンオフ動作のコリメータ５７を含んでいる。放射
源ホルダ５５は鉛又は他の適当な放射線遮蔽材料を含ん
でいる。放射源ホルダ５５はその縦軸５９を横切って形
成されたＶ型溝５８を含んでいる。放射線アイソトープ
を有する線放射源６５は、より詳細に後述するように、
Ｖ型溝５８の湾曲した半径部分６６に配置されている。
本実施例では、Ｖ型溝５８は線放射源６５から射出され
た放射線のため最大４０°の扇型角度を提供する。しか
し、線放射源体３５からの最大所望適用範囲領域に基づ
いて他の適当な扇型角度が選択されてもよいことが分か
るだろう。
【００２６】図４及び図５を参照すると、放射源ホルダ
５５は４つの細孔６８を更に含んでいる。細孔６８は支
持梁３８に形成された対応する固定通路７１と一直線に
並ぶように配置されている。各細孔６８及び固定通路７
１はドライブボックス３６内部から対応する固定ボルト
（図３）を受け取るような大きさであり、それに放射源
ホルダ５５を正確に固定するようになっている。本実施
例は線放射源体３５を固定するのに使用される固定ボル
トを４本示しているが、他の適当な数の固定ボルト７４
を使用してもよいことが分かるであろう。更に、他の従
来の取付け及び固定技術も使用可能であろう。
【００２７】図５で最もよく分かるように、一対の軸受
支持軸部７６が放射源ホルダ５５の対向する端部に形成
されている。複数の玉軸受（図示せず）を含む軸受部材
８５は支持軸部７６の一方に結合され、回転動及び軸５
９回りの一次コリメータ５６への支持を提供する。より
詳細には、軸受部材８５の外径部８９が一次コリメータ
５６の内径部９１内に嵌合して押圧されるような大きさ
になっているのに対して、軸受部材８５の内径部８７は
摩擦圧による嵌合として軸受軸部７６に取付けられてい
る。軸受部材８５に配置された複数の玉軸受は軸受部材
８５の外径部８９を内径部９１に相対的に回転させ、そ
れにより放射源ホルダ５５に関して一次コリメータ５６
の回転動を可能にする。一次コリメータの歯車体（図示
せず）は外径部８９に結合し、ドライブボックス３６か
ら受領した制御信号に従って一次コリメータ５６を機械
的に回転させる。
【００２８】図３及び図６に示されているように、一次
コリメータ５６はビーム制限溝９５を含んでいる。本実
施例では、ビーム制限溝９５は長さＬ及び線放射源６５
からの放射線が通過する軸５９に関して３°の溝角度Ｓ
Ａを有している。溝角度ＳＡの大きさは図８に関してよ
り詳細に後述するように、対向する検出器ヘッド１５の
表面上の収集窓の幅を規定する。ビーム制限溝９５は
又、それに配置された一次元コリメータ９６をも含んで
いる。一次元コリメータ９６はビーム制限溝９５内部に
取付けられた複数の薄い隔壁を含んでいる。隔壁は良好
な放射線阻止能を有する材料で構成されている。好まし
くは、隔壁はタングステンで構成されている。一次元コ
リメータは線放射源により射出された放射線が軸５９に
実質的に垂直な方向に進み、それにより線放射源５５か
ら受け取った放射線の起点を検出器ヘッドに正確に決定
させることを保証する。更に、当分野で公知なように、
薄いフィルタが隔壁上に置かれ、低エネルギー射出を減
少させると共に又は伝送ビームの強度プロファイルを形
成させてもよい。本実施例はビーム制限溝９５に配置さ
れる一次元コリメータ９６を示しているが、一次元コリ
メータが付加的に又は選択的にＶ型溝５８に配置されて
もよいことが分かるだろう。
【００２９】一次コリメータ５６が軸５９の回りに回転
される割合は一次コリメータ５６の開口部９８（図３）
の寸法により制限される。開口部９８は支持梁３８が放
射源ホルダ５５に直接付着可能な穴を提供する。より詳
細には、一次コリメータ５６は時計回り又は反時計回り
に回転し、開口部９８の表面９９の１つが支持梁３８の
側壁１０１に接触するようになっているので、一次コリ
メータ５６はその方向の更なる回転から制限される。
【００３０】本実施例では、一次コリメータ５６を構成
する材料は１０２で境界を有する２つの領域間で変化す
る。領域１０８は一次コリメータ５６の領域として規定
され、該領域は線放射源６５からの放射線に晒され、そ
のため鉛又は放射線遮蔽材料で構成されている。一方、
領域１１１は一次コリメータ５６の領域であり、該領域
は一次コリメータ５６の制限された範囲の回転動を与え
る放射線に晒されることはない。従って、一次コリメー
タの総重量を減少させるため、領域１１１はアルミニウ
ムで構成されている。本実施例の一次コリメータ５６は
鉛及びアルミニウムの組合わせでできていることが示さ
れているが、他の適当な材料が使用されてもよいことが
分かるだろう。更に、本実施例は３°の溝角度を有する
ビーム制限溝９５を示しているが、いろいろなビーム溝
寸法が選択されてもよいことが分かるだろう。選択的に
は、掃引ビームに対抗するように扇型ビームが要求され
た場合には、溝９５はＶ型溝５８から生じる扇型ビーム
の寸法に合致するような大きさであってもよい。更に、
互いに干渉しないように、それぞれ寸法が変化しそれぞ
れ間隔を置いた幾つかの溝を一次コリメータ５６に含む
ことが可能である。
【００３１】図６を参照すると、一次コリメータ５６
は、一対の外側軸受部材１１３を受けるため軸部を受け
る一対の外側軸受１１６を含んでいる。上述した軸受部
材８５と同様に、外側軸受部材１１３は内径部１１４と
外径部１１５を含んでいる。内径部１１４は軸を受ける
軸受１１６の外面１１７に摩擦圧で嵌合されるような大
きさになっている。外径部１１５はオンオフ動作のコリ
メータ５７の内面１１８内に摩擦圧で嵌合されるような
大きさになっている（図７参照）。それにより外側軸受
部材１１３は独立した支持及び一次コリメータ５６に関
して軸５９の回りのオンオフ動作のコリメータ５６の回
転を提供する。オンオフ動作のコリメータの歯車体（図
示せず）は外径部１１５に結合すると共にドライブボッ
クス３６から受け取った制御信号に従ってオンオフ動作
のコリメータ５７を機械的に回転させる。
【００３２】図３及び図７を参照すると、オンオフ動作
のコリメータ５７はビーム出口溝１２０を含んでいる。
本実施例のビーム出口溝１２０は６°の溝角度の開口部
を有するような大きさである。勿論、ビーム出口溝１２
０の寸法は変更されてもよく、通常の環境の下では、一
次コリメータ５６の最も幅広の制限溝９５より僅かに広
くなるであろう。一次コリメータ５６と同様に、オンオ
フ動作のコリメータの回転範囲は支持梁３８が通過する
開口部１２６により制限される。より詳細には、オンオ
フ動作のコリメータ５７は時計回り又は反時計回りに回
転し、開口部１２６の表面１２７が支持梁３８の側壁の
低部１２９に接触するようになっているので、オンオフ
動作のコリメータ５７はその方向での更なる回転を制限
される。オンオフ動作のコリメータ５７の材料は、境界
１３８で分割された領域１３３では鉛で、領域１３７で
はアルミニウムであり、その理由は一次コリメータ５６
の材料に関して上述したことと同様である。
【００３３】本発明によれば、線放射源体３５に配置さ
れた線放射源６５（図３）は媒体エネルギーアイソトー
プを含んでいる。より詳細に後述するように、媒体エネ
ルギーアイソトープは線放射源体３５に対してＰＥＴ及
びＳＰＥＣＴの両画像を使用させることができる。好適
な実施例では、放射源は、ほぼ１０．５年の半分の寿命
を有すると共に３５６ｋｅＶで主に射出するアイソトー
プＢａ−１３３である。Ｉ−１３１（３６４ｋｅＶ）の
ように、ほぼ２５０ｋｅＶと４００ｋｅＶの間で変動す
るエネルギーレベルを有する他の媒体エネルギーアイソ
トープが選択的に使用されてもよい。更に、本発明は
又、Ｔｃ−９９ｍ（１４０ｋｅＶ），Ｔｌ−２０１（７
０ｋｅＶ），Ｃｓ−１３７（６６２ｋｅＶ）のような低
エネルギー及び高エネルギーのアイソトープに対して線
放射源体３５で使用させることができる。しかし、その
ような場合には、同じアイソトープ及び線放射源体３５
を両ＰＥＴ及びＳＰＥＣＴで使用する利益を含めて、幾
つかの利益は通常減少される。
【００３４】再び、図１を参照すると、射出及び伝送デ
ータの両方を有するガンマ線カメラのための再生技術が
提供されている。勿論、再生技術は集められた放射線の
タイプ及び使用されるコリメータのタイプにより変化す
る（即ち、扇型、円錐形、平行ビーム）。しかし、本実
施例の検出器ヘッドのコリメータはすべて平行ビームタ
イプであるのが好ましい。
【００３５】最初、線放射源体３５からの伝送放射線は
通常、撮像前にブランクスキャンにより標準化され、検
出ヘッドを横切るそのような放射線の検出において不均
一さを調整するようになっている。次に、患者に導入さ
れた放射性医薬品からの射出放射線は検出器ヘッド１５
で受け取られ、射出映像データが生成される。射出デー
タは通常、患者の組識の吸収特性の変化により生じる不
正確さを含んでいる。患者に導入された放射性医薬品が
ＰＥＴ画像のため陽子を射出するものである場合には、
一致論理回路１６０は陽子事象からのガンマ線が実質上
同時に、即ち、一致して検出されるかどうかを決定する
ために使用される。更に、事象プロセッサ１６１は陽子
事象のｘ、ｙ位置及びエネルギーｚを決定する。従っ
て、一致論理回路１６０及び事象プロセッサ１６１は破
線で示されＰＥＴ画像を行うガンマ線カメラを示してい
る。好適な実施例では、線放射源体３５からの伝送放射
線は射出放射線が検出器ヘッド１５で検出されるのと同
じ期間伝送される。従って、一度、ｘ、ｙ座標とエネル
ギーｚがＰＥＴ画像での一致論理回路１６０を介して又
はＳＰＥＣＴ画像での入射ガンマ線の位置の検出により
確立されると、ソータ１６４は相対エネルギー及び又は
検出した位置を基にした射出データ及び伝送データを分
類する。データは相当する射出データメモリ１６６ｅ及
び伝送データメモリ１６６ｔに記憶される。汚染修正１
６７ｅは射出データに使用され伝送放射線に起因する射
出数を修正し、伝送放射性核種源の組識を散乱又は変更
することにより生じさせるようにしてもよい。汚染修正
１６７ｔは同様に伝送データに使用され射出放射線に起
因する伝送数を修正し、射出放射性核種源の組識を散乱
又は変更することにより生させるようにしてもよい。再
生プロセッサ１６８ｔはメモリ１７０ｔに記憶される大
量の減衰要素を表す伝送画像に伝送データを再生する。
メモリ１７０ｔに記憶された各ボクセル値は患者内部の
相当する位置の組識の減衰を示している。再生アルゴリ
ズム１６８ｅは射出データを再生し、又、減衰修正要素
メモリ１７０ｔに含まれる減衰要素に基づいて再生画像
を修正する。再生された画像描写は容量画像メモリ１７
４に記憶される。ビデオプロセッサ１７６は画像メモリ
１７４からデータの選択部分を引き出し、ビデオモニタ
１７８上に対応する人間が読取り可能な表示を生成す
る。通常の表示は再投射、選択したスライス又は面、表
面レンダリング等を含んでいる。
【００３６】オペレータインターフェース１７７はビデ
オモニタ１７８及びキーボード１７９を含んでいる。オ
ペレータインターフェース１７７は収集プロセッサ１８
０を介してガンマ線カメラシステム１０に結合され、収
集プロセッサは伝送放射源体２４及びガントリープロセ
ッサ１８２を制御し、ガントリープロセッサは検出器ヘ
ッド１５の位置及び回転速度を制御する。キーボード１
７９は、画像再生処理、表示されたデータの選択、予め
選択されたスキャンする方法の選択、検査領域１７方向
でその領域から離れて放射状かつ互いに関して円周状の
検出器ヘッド１５の動作、患者の寝台２１の配置、線放
射源体３５の位置、線放射源体３５から射出される放射
線ビームの掃引率、及びより詳細に後述するように他の
慣例動作を、オペレータに制御させることができる。
【００３７】図８及び図９を参照して、本発明の動作を
より詳細に説明する。例示的な目的のため、図８及び図
９には検出器ヘッド１５が２つだけ示されているが、１
つだけ又は３つ以上の検出器ヘッドを有するガンマ線カ
メラが本発明の範囲内に含まれることが分かるだろう。
図８に示されるように、ガンマ線カメラシステム１０の
２つの検出器ヘッド１５ａ，１５ｂが患者１８１を撮像
するため互いに対向して配置されている。各検出器ヘッ
ド１５ａ，１５ｂはそれに取り付けられた対応する伝送
放射源体２４ａ，２４ｂを有するように示されている。
伝送放射源体２４ａに一致する線放射源体３５ａの視野
は外辺部１９０ａを有するように示されている。同様
に、伝送放射源体２４ｂに一致する線放射源体３５ｂの
視野は外辺部１９０ｂを有するように示されている。線
放射源３５ａ，３５ｂの視野は上述したようにそれらの
相当するＶ型溝５８の角度により規定されている。好適
な実施例では、伝送放射線２００ａ，２００ｂの狭いビ
ーム、線放射源体３５のビーム制限溝９５により規定さ
れる幅が、減衰修正情報を得るため特定の割合で外辺部
１９０ａ，１９０ｂの間でスキャンされる。
【００３８】より詳細には、患者１８１に放射性医薬品
を注射すると共に撮像手順を始めて、オペレータインタ
ーフェース１７７を介してオペレータは収集プロセッサ
１８０に命令し、対向する検出器ヘッド１５ａ，１５ｂ
の面を横切って各線放射源体３５ａ，３５ｂから伝送ビ
ーム２００ａ，２００ｂを掃引する。本実施例では、各
線放射源体３５ａ，３５ｂは射出放射線が患者から射出
されている同じ期間、伝送放射線を伝達するために設定
される。そのように、各検出器ヘッド１５ａ，１５ｂは
患者からの射出放射線及び伝送ビーム２００ａ，２００
ｂからの伝送放射線を同時に受け取るように形成されて
いる。しかし、検出器ヘッド１５ａ，１５ｂは、連続時
間間隔、インターリーブ時間間隔、又はその他の方法
で、伝送ビーム２００ａ，２００ｂ及び射出放射線を受
け取るように形成されていてもよいことが分かるだろ
う。例えば、ガンマ線カメラシステムが、（患者から射
出された）同時発生事象及び（線放射源により伝送され
た）単一事象を同時に処理することができない場合に
は、ガンマ線カメラを設定し、時間Ｔ１で同時発生事
象、時間Ｔ２で単一事象を処理することができ、Ｔ１及
びＴ２は遅れずに連続して起こるであろう。
【００３９】伝送ビーム２００ａ，２００ｂはそれぞれ
の検出器ヘッド１５ａ，１５ｂの面を横切って掃引され
るので、収集プロセッサ１８０は（ガントリー２３を介
して）分類回路１６４に各検出器ヘッド１５ａ，１５ｂ
のそれぞれの収集窓２０１ａ，２０１ｂの位置に関する
情報を示す。収集窓２０１ａ，２０１ｂは、線放射源体
３５ａ，３５ｂからの放射線で現在照らされている各検
出器ヘッド１５ａ，１５ｂの面上の位置に対応してい
る。収集プロセッサ１８０（図１）は次の要素、１）線
放射源と対向する検出器ヘッドの位置の間の公知の幾何
学的関係、２）線放射源のビーム制限溝角度９５、及び
３）線放射源のビーム掃引率を基にして、所定の検出器
ヘッドの面上の収集窓の位置を計算する。選択的には、
各種公知の検出器ヘッドの配置及び線放射源の設置のた
めの収集窓の位置は収集プロセッサ１８０に予め記憶さ
れていてもよい。今から説明するように、動く収集窓は
媒体エネルギーアイソトープを有する線放射源６５をＳ
ＰＥＣＴ及びＰＥＴ画像の両方で使用させるのに役立
つ。
【００４０】ＳＰＥＣＴ画像では、放射性医薬品からの
射出放射線は低エネルギーであり、本実施例によると線
放射源体３５からの伝送放射線は媒体エネルギーであ
る。そのように、低エネルギー範囲となる媒体エネルギ
ー伝送放射線からの散乱が検出され、それにより低エネ
ルギー射出データを汚染し画像品質を落とす。しかし、
各線放射源体３５の収集窓をたどることにより、分類回
路１６４が導かれ、患者の最終画像を生成している所定
時に動く収集窓の外側で受け取られた射出データを考慮
するだけである。収集窓の外側で受け取られたデータは
線放射源体３５からの散乱しない放射線をほとんど含ん
でいないので、そのようなデータは撮像される患者を正
確に表す。収集窓内で受け取られた放射線に関して、分
類回路１６４は検出したガンマ線のエネルギーを基にし
て伝送データと射出データとを識別する。線放射源から
の伝送ビームは検出器ヘッドの面を横切って掃引される
ので、完全なセットの射出及び伝送データは、収集窓の
外側の射出放射線及び収集窓の内側の伝送放射線を蓄積
することによって得ることができる。
【００４１】ＰＥＴ画像に関して、患者に導入された放
射性医薬品は線放射源体３５からの媒体エネルギー伝送
放射線より高いエネルギーを有する放射線を発生する。
そのように、放射性医薬品の射出データからの散乱は収
集窓内部に蓄積した伝送データを汚染する。しかし、伝
送データを汚染する射出データからの散乱量は、順番に
ビーム制限溝９５の寸法により規定される収集窓の幅に
比例する。より詳細には、ビーム制限溝９５の幅が増加
すると、伝送データへの汚染量も増加する。従って、狭
いビーム制限溝９５を使用することにより、所定時での
収集窓が狭く規定され、ＰＥＴ画像の伝送データに対す
る汚染量を最小化し、それにより線放射源体３５で媒体
エネルギーアイソトープを使用させる。
【００４２】図３を参照すると、検出器ヘッドを横切っ
て伝送ビームを掃引するため、本発明は、軸５９の回り
に線放射源体３５の一次コリメータ５６及びオンオフ動
作のコリメータ５７を選択的に回転させる。一次コリメ
ータ５６及びオンオフ動作のコリメータ５７の配置はド
ライブボックス３６（図２）を介して収集プロセッサ１
８０（図１）により制御される。より詳細には、線放射
源体３５の活性化前に、オンオフ動作のコリメータ５７
はオンオフ動作のコリメータ５７の領域１３３がビーム
制限溝９５を完全に覆うように配置されている。更に、
一次コリメータ５６はビーム制限溝９５がＶ型溝５８の
どの部分とも一直線に並ばないように配置されている。
線放射源体３５の活性化により、オンオフ動作のコリメ
ータ５７はビーム出口溝１２０が一次コリメータ５６の
ビーム制限溝９５と一致（即ち、一直線に並ぶ）ように
配置されている。一度、整列されると、オンオフ動作の
コリメータ５７及び一次コリメータ５６は特定の割合で
軸５９回りに同時に同期して回転し、回転中の配列を保
持するようになっている。ビーム出口溝１２０及びビー
ム制限溝９５はＶ型溝９５を横切って通るので、伝送放
射線ビーム２００ａ，２００ｂ（図８）は対向する検出
器ヘッドを横切って有効に掃引される。一度、ビーム制
限溝９５がＶ型溝９５を超えて円周状に回転されると、
ビーム出口溝１２０がもはやビーム制限溝９５と一直線
に並ばなくなるまでオンオフ動作のコリメータ１２０の
回転が続いている間、一次コリメータ５６の回転は停止
される。この手順中のどの時にも信号が線放射源体３５
に送られ線放射源体３５からの伝送ビームの射出を停止
した場合には、オンオフ動作のコリメータ５７はビーム
出口溝１２０がもはやビーム制限溝９５と一直線に並ば
なくなるまで一次コリメータ５６の回転方向の反対方向
に直ぐに回転されることが分かるだろう。
【００４３】線放射源体３５からの伝送ビームの掃引率
は、ガンマ線カメラシステム１０が患者から完全なセッ
トの射出データを受け取るためにかかるのと実質上同じ
時間量で、検出器ヘッド１５を横切って完全な掃引が起
こるように設定されている。例えば、所定の収集段階の
ための撮像時間が３０秒の場合、各放射源体３５の掃引
率は完全な掃引が３０秒で起こるように設定されてい
る。完全な掃引は３０秒で起こるけれども、本発明は即
座に所望の割合に変化させる掃引率を提供することが分
かるだろう。好ましくは、掃引率を変化させ伝送ビーム
が通過する減衰特性を変化させる領域を明らかにするの
がよい。より詳細には、図８に示されたように、患者１
８１の位置及び大きさにより、線放射源体３５ａからの
伝送ビーム２００ａは時々、検出器ヘッド１５ｂに減衰
されずに進む。伝送データの計数統計をバランスするた
め、減衰の少ない又は減衰のない領域を横切るもっと速
い割合で伝送ビーム２００ａを掃引するのが好ましい。
更に、減衰の少ない領域を横切るもっと速い割合で伝送
ビーム２００ａを掃引することにより、線放射源体３５
ａはもっと時間を費やし伝送放射線を患者に導き、それ
によりもっと正確な伝送データを得る。従って、撮像さ
れる患者が線放射源からの伝送ビームが通る全体領域を
覆う場合には、掃引率が全体領域を横切って均一に動く
よう設定されるのが望ましい。例えば、４０°のＶ型溝
５８を有する線放射源３５で、一定の掃引率は１．３度
／秒の割合で動く伝送ビームを提供する。しかし、患者
が線放射源からの伝送ビームが通る全体領域の中間の５
０％を覆うだけである場合には、線放射源は、減衰のな
い領域上に０．８度／秒の割合で、かつ患者を含む領域
上に４度／秒の割合で掃引するように設定されるのが望
ましい。選択的には、線放射源体３５ａのオンオフ動作
のコリメータは、伝送ビームが患者から実質上減衰しな
いで検出器ヘッド１５ｂに別の方法で到達する間、線放
射源対３５ａをオフ状態に保持するように設定可能であ
ろう。別の掃引率が選択され、本発明は上述した掃引率
及び掃引時間に限定されないことが分かるだろう。
【００４４】図９を参照すると、本発明の伝送放射源体
２４ａ，２４ｂが互いに相対的に動く検出器ヘッドを有
するガンマ線カメラシステムでどのように使用されるか
を示している。より詳細には、図８に示す位置から図９
に示す位置まで動く検出ヘッド１５ａ，１５ｂにおい
て、線放射源３５ａ，３５ｂは伝送放射線の外辺部１９
０ａ，１９０ｂが検出ヘッドの照射面となるように調整
される。線放射源体３５の位置調整は収集プロセッサ１
８０を介して起こり、該収集プロセッサは線放射源と対
向する検出器ヘッドの間の公知の幾何学的関係を基にし
て所望の線放射源位置を計算する。収集プロセッサ１８
０はその後、格納式アーム３０（図２）のドライブコン
トロール４５に信号を送り、それに応じて線放射源体３
５を再配置する。従って、図９に示されているように、
各線放射源体３５ａ，３５ｂの格納式アーム３０は、伝
送放射線の外辺部１９０ａ，１９０ｂがそれぞれ、対向
する検出器ヘッド１５ａ，１５ｂの面に直接向くように
再配置されている。更に、各検出器ヘッドの線放射源体
３５ａ，３５ｂは伝送放射源体のベース２８の受け穴４
０に完全に引っ込められてもよいことが分かるだろう。
例えば、２つの近接した検出器ヘッドの外形が検出器ヘ
ッドの片側から伸びる線放射源体３５が適切に配置され
る検出器ヘッドの能力を妨げるようになっている時、線
放射源体３５ａ，３５ｂをそのように完全に引っ込める
ことが好ましい。
【００４５】本発明の線放射源体３５はＳＰＥＣＴとＰ
ＥＴの両画像の使用に適していることが分かるだろう。
より詳細には、ＳＰＥＣＴ画像では、患者から射出され
た低エネルギー放射線を平行にするよう形成されている
高又は低エネルギーのＳＰＥＣＴコリメータが各検出器
ヘッドに配置されている。本発明の好適な実施例による
と、媒体エネルギーアイソトープは線放射源６５により
使用されている。従って、線放射源６５からの媒体エネ
ルギー伝送放射線の実質部分はＳＰＥＣＴコリメータを
通過し検出器ヘッドに到達することができる。より詳細
には、本発明の目的のため、ＳＰＥＣＴコリメータを通
過する伝送放射線の実質部分は、ＳＰＥＣＴコリメータ
に入射する伝送放射線の少なくとも２０（１０）％がＳ
ＰＥＣＴコリメータを通過し検出器ヘッド１５により検
出可能であることを意味するだろう。比較すると、低エ
ネルギーのアイソトープが線放射源で使用される場合に
は、その後線放射源からの伝送放射線のほぼ１（１）％
だけが通常ＳＰＥＣＴコリメータを通過する。媒体エネ
ルギーのアイソトープを使用することにより、本発明は
各種コリメータの外形をＳＰＥＣＴ画像で使用させるの
が都合がよい（例えば、平行ビームコリメータ、扇型ビ
ームコリメータ、円錐形ビームコリメータ等）。低エネ
ルギーの平行ビームコリメータは通常、ＳＰＥＣＴに最
大視野を提供し、患者から低エネルギー射出データを受
け取るので、そのため、そのようなコリメータは線放射
源体３５の配置及び動作とは無関係に選択されてもよ
い。従って、本実施例は、平行ビーム伝送放射線を提供
する複雑なスキャンする線放射源体が、平行ビームコリ
メータを使用可能にするためＳＰＥＣＴ画像で使用され
ることを要求しない。更に、上述したように、動く収集
窓は、媒体エネルギー伝送放射線からの散乱により生じ
る低エネルギー射出放射線に対する汚染の影響を減少さ
せるために使用されるのが望ましい。
【００４６】ＰＥＴ画像に関して、媒体エネルギーアイ
ソトープを有しＳＰＥＣＴで使用される同じ線放射源が
使用されてもよい。より詳細には、（ビーム制限溝９５
により規定されるように）狭く規定された動く収集窓を
使用することにより、汚染された媒体エネルギー伝送放
射線の割合は最小となり、信頼のある伝送データが得ら
れるようになる。そのように、本発明はＳＰＥＣＴ画像
で使用される同じ線放射源をＰＥＴ画像で使用させる。
更に、ＰＥＴ画像で使用されるコリメータは通常、いろ
いろな角度から放射線を受け取るように形成されている
ので、線放射源の配置及び動作は何か所定の形状に限定
されることはない。
【００４７】上述したガンマ線カメラの１つの利点は、
単一線放射源がＳＰＥＣＴ及びＰＥＴの両画像で使用で
きることである。別の利点は、線放射源から伝送された
放射線ビームは線放射源を動かすことなく検出器ヘッド
を横切って掃引されることができることである。別の利
点は、平行ビーム検出器ヘッドコリメータが固定の線放
射源体と共にＳＰＥＣＴ画像に使用できることである。
更なる別の利点は、線放射源が互いに相対的に動く検出
器ヘッドを有するガンマ線カメラシステムに適用可能で
あることである。更なる別の利点は、線放射源が検出器
ヘッドの動作を干渉しないように再配置可能であること
である。更なる別の利点は、線放射源からの伝送ビーム
の掃引率を変化させることによりシャインバイ放射線が
減少され、伝送ビームが高減衰（及び低い計数率）を有
する検査領域の領域を通って伝送するためにより長い時
間を費やし、低減衰（及び高い計数率）を有する検査領
域の領域を通って伝送するのにより短い時間を費やすよ
うになっていることである。
【００４８】本発明は好適な実施例に関して説明されて
いる。先の詳細な説明を読み理解する他人にとって、修
正及び変更が生じることは明らかであろう。例えば、好
適な実施例は検出器ヘッド１５の片側に結合される本発
明の線放射源体３５を論じているが、線放射源体３５は
選択的にいろいろな他の公知な構成に使用されてもよ
く、例えば、インコーポレイテッドバイリファレンスす
るピッカーインターナショナル社に譲渡された米国特許
No．5,479,021で説明されているスキャンニング線放射
源体のようなものである。
【００４９】更に、好適な実施例は線放射源６５を有す
る伝送ビーム体の使用について説明しているが、他の伝
送ビーム体が選択的に使用できることが認められるだろ
う。例えば、図１０に示されているように、伝送ビーム
体は点放射源体２１２に配置された点放射源２１０を含
んで示されている。点放射源２１０は点放射源体２１２
の長さに沿って機械的にスキャンされるので、点放射源
２１０は検出器ヘッド１５を横切って導かれる扇型ビー
ムの放射線２１４を発生させる。線放射源６５で使用さ
れるアイソトープと同様に、点放射源２１０のアイソト
ープは媒体エネルギーアイソトープであるのが望まし
く、それにより媒体エネルギー扇型ビームの放射線２１
４を提供する。しかし、点放射源２１０は高い又は低い
エネルギーのアイソトープを選択的に含んでいてもよい
ことが分かるだろう。更に、角柱棒状の放射源のように
伝送放射源の更に他の形状が本発明で使用されてもよ
く、これにより上述した利益の幾つか又はすべて及び他
の利益を達成できることが分かるであろう。添付された
特許請求の範囲又はその同等物の範囲内にある限りにお
いて、本発明は全てのそのような修正及び変更を含むも
のとして解釈されることを意図している。
【図面の簡単な説明】
【図１】 本発明によるガンマ線カメラシステムの斜視
図である。
【図２】 本発明の伝送放射源体の１実施例の斜視図で
ある。
【図３】 本発明の線放射源の断面図である。
【図４】 本発明の線放射源の支持梁の斜視図である。
【図５】 本発明の線放射源の放射源ホルダの斜視図で
ある。
【図６】 本発明の線放射源の一次コリメータの斜視図
である。
【図７】 本発明の線放射源の斜視図である。
【図８】 伝送放射源体が対向する検出ヘッドに結合さ
れた本発明の１実施例を示している。
【図９】 図８の伝送放射源体を有する検出ヘッドが検
査領域の回りを互いに相対的に回転する本発明の別の実
施例を示している。
【図１０】 伝送放射源がスキャンニング点放射源であ
る本発明の別の実施例を示している。
【符号の説明】
１５ 検出ヘッド １６ コリメータ １７ 検査領域 ２２ ガントリー ２３ ガントリー ３５ 射出手段 ５６ 一次コリメータ ５７ オンオフ動作のコリメータ ６５ 線放射源 ９５ ビーム制限溝 １２０ ビーム出口溝 ２１０ 点放射源
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 フランク ピー ディフィリッポ アメリカ合衆国 オハイオ州 44118 ユ ニヴァーシティー ハイツ カーウィン ロード 2175 アパートメント 203 (72)発明者 ダニエル ギャグノン アメリカ合衆国 オハイオ州 44087 ツ ウィンズバーグ ウィルソン レーン 2928

Claims (18)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 検査領域（１７）の回りに配置されたガ
    ントリー（２２，２３）と、該ガントリーに取付けられ
    た少なくとも１つの検出ヘッド（１５）とを含み、該検
    出ヘッドが前記検査領域の方に面する放射線感知面を有
    し、更に、少なくとも前記検査領域の一部分を横切ると
    共に前記放射線感知面により検出可能な方向に媒体エネ
    ルギー伝送放射線を射出する手段（３５）を含むことを
    特徴とするガンマ線カメラシステム。
  2. 【請求項２】 媒体エネルギー伝送放射線を射出する前
    記手段（３５）が少なくとも１つの検出ヘッド（１５）
    を横切って放射線ビームを掃引する請求項１に記載のシ
    ステム。
  3. 【請求項３】 媒体エネルギー伝送放射線を射出する前
    記手段（３５）が固定されている請求項１又は請求項２
    に記載のシステム。
  4. 【請求項４】 媒体エネルギー伝送放射線を射出する前
    記手段（３５）が媒体エネルギーアイソトープを有する
    線放射源（６５）と、該線放射源の回りに回転可能に配
    置された一次コリメータ（５６）とを含み、該一次コリ
    メータが伝送放射線のビーム幅を規定する少なくとも１
    つのビーム制限溝（９５）を含む請求項３に記載のシス
    テム。
  5. 【請求項５】 媒体エネルギー伝送放射線を射出する前
    記手段（３５）が前記一次コリメータ（５６）の回りに
    回転可能に配置されたオンオフ動作のコリメータ（５
    ７）を更に含み、該オンオフ動作のコリメータが少なく
    とも１つのビーム出口溝（１２０）を含み、該ビーム出
    口溝は伝送放射線が放射線感知面へ進む窓を提供する請
    求項４に記載のシステム。
  6. 【請求項６】 媒体エネルギー伝送放射線を射出する前
    記手段（３５）が前記線放射源の回りの前記一次コリメ
    ータ（５６）の回転速度を調整可能に制御する手段を更
    に含む請求項４又は請求項５に記載のシステム。
  7. 【請求項７】 前記媒体エネルギーのアイソトープがＢ
    ａ−１３３及びＩ−１３１の内の１つである請求項４乃
    至請求項６のいずれか１の請求項に記載のシステム。
  8. 【請求項８】 前記ビーム制限溝（９５）が実質的に２
    度と５度の間の溝角度を有する請求項４乃至請求項７の
    いずれか１の請求項に記載のシステム。
  9. 【請求項９】 少なくとも１つの前記検出ヘッド（１
    ５）が前記コリメータを通る媒体エネルギー伝送放射線
    の実質部分を通るように形成されたコリメータ（１６）
    を更に含む請求項１乃至請求項８のいずれか１の請求項
    に記載のシステム。
  10. 【請求項１０】 前記コリメータが平行ビームＳＰＥＣ
    Ｔコリメータである請求項９に記載のシステム。
  11. 【請求項１１】 媒体伝送放射線を射出する前記手段
    （３５）が点放射源（２１０）を含む請求項２又は請求
    項３に記載のシステム。
  12. 【請求項１２】 核カメラの検査領域の物体により射出
    される放射線を検出する段階と、媒体エネルギーのアイ
    ソトープを有する伝送放射源（３５）を使用して少なく
    とも前記検査領域の一部分を通る放射線ビームを伝送す
    る段階と、放射線ビームを検出する段階と、物体によっ
    て射出された放射線からの画像描写を再生し伝送放射線
    ビームに従って画像描写を修正する段階とを含むことを
    特徴とする診断上の撮像方法。
  13. 【請求項１３】 前記放射線ビームを伝送する段階が前
    記検査領域の一部分を横切って放射線ビームを掃引する
    段階を含む請求項１２に記載の方法。
  14. 【請求項１４】 前記掃引する段階が固定の放射源（６
    ５）からの掃引を通してビームを回転することを含む請
    求項１２又は請求項１３に記載の方法。
  15. 【請求項１５】 放射線ビームが検査領域の一部分を横
    切って掃引する割合が実質的に一定である請求項１３又
    は請求項１４に記載の方法。
  16. 【請求項１６】 媒体エネルギーアイソトープがＢａ−
    １３３及びＩ−１３１の内の１つである請求項１２乃至
    請求項１５のいずれか１の請求項に記載の方法。
  17. 【請求項１７】 物体から射出された放射線がＴｃ及び
    Ｔｌの内の１つから生じる請求項１５に記載の方法。
  18. 【請求項１８】 物体から射出された放射線が陽子消滅
    事象から生じる請求項１２乃至請求項１７のいずれか１
    の請求項に記載の方法。
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