JP2000206251A - ガンマ・カメラ・システムにおける人工トリガ・パルスを使用するランダムズ補正 - Google Patents
ガンマ・カメラ・システムにおける人工トリガ・パルスを使用するランダムズ補正Info
- Publication number
- JP2000206251A JP2000206251A JP11302665A JP30266599A JP2000206251A JP 2000206251 A JP2000206251 A JP 2000206251A JP 11302665 A JP11302665 A JP 11302665A JP 30266599 A JP30266599 A JP 30266599A JP 2000206251 A JP2000206251 A JP 2000206251A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- coincidence
- trigger
- artificial
- detector
- event
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Pending
Links
- 238000012937 correction Methods 0.000 title claims description 12
- 238000000034 method Methods 0.000 claims abstract description 52
- 238000012545 processing Methods 0.000 claims abstract description 40
- 230000004044 response Effects 0.000 claims abstract description 29
- 230000005855 radiation Effects 0.000 claims abstract description 13
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 claims description 36
- 238000009206 nuclear medicine Methods 0.000 claims description 11
- 238000001514 detection method Methods 0.000 claims description 10
- 238000002059 diagnostic imaging Methods 0.000 claims description 6
- 230000001960 triggered effect Effects 0.000 claims 1
- 206010036618 Premenstrual syndrome Diseases 0.000 description 15
- 230000006870 function Effects 0.000 description 12
- 230000010354 integration Effects 0.000 description 8
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 6
- 230000003750 conditioning effect Effects 0.000 description 5
- 238000004891 communication Methods 0.000 description 4
- 239000013078 crystal Substances 0.000 description 4
- 230000008569 process Effects 0.000 description 3
- 241000219495 Betulaceae Species 0.000 description 2
- 102100031025 CCR4-NOT transcription complex subunit 2 Human genes 0.000 description 2
- 101000919667 Homo sapiens CCR4-NOT transcription complex subunit 2 Proteins 0.000 description 2
- 238000013459 approach Methods 0.000 description 2
- 230000009977 dual effect Effects 0.000 description 2
- 238000005259 measurement Methods 0.000 description 2
- 101000632319 Homo sapiens Septin-7 Proteins 0.000 description 1
- 238000012879 PET imaging Methods 0.000 description 1
- 102100027981 Septin-7 Human genes 0.000 description 1
- 238000009825 accumulation Methods 0.000 description 1
- 230000008901 benefit Effects 0.000 description 1
- 238000000354 decomposition reaction Methods 0.000 description 1
- 229910003460 diamond Inorganic materials 0.000 description 1
- 239000010432 diamond Substances 0.000 description 1
- 238000009792 diffusion process Methods 0.000 description 1
- 238000013213 extrapolation Methods 0.000 description 1
- 230000005251 gamma ray Effects 0.000 description 1
- 230000000977 initiatory effect Effects 0.000 description 1
- 239000004973 liquid crystal related substance Substances 0.000 description 1
- 238000013507 mapping Methods 0.000 description 1
- 238000013178 mathematical model Methods 0.000 description 1
- 238000012986 modification Methods 0.000 description 1
- 230000004048 modification Effects 0.000 description 1
- JFRJCQJVFMHZOO-QZHHGCDDSA-N n-(2-aminoethyl)-2-[4-[[2-[4-[[9-[(2r,3r,4s,5r)-3,4-dihydroxy-5-(hydroxymethyl)oxolan-2-yl]purin-6-yl]amino]phenyl]acetyl]amino]phenyl]acetamide Chemical compound C1=CC(CC(=O)NCCN)=CC=C1NC(=O)CC(C=C1)=CC=C1NC1=NC=NC2=C1N=CN2[C@H]1[C@H](O)[C@H](O)[C@@H](CO)O1 JFRJCQJVFMHZOO-QZHHGCDDSA-N 0.000 description 1
- 230000000737 periodic effect Effects 0.000 description 1
- 230000036278 prepulse Effects 0.000 description 1
- 229940121896 radiopharmaceutical Drugs 0.000 description 1
- 239000012217 radiopharmaceutical Substances 0.000 description 1
- 230000002799 radiopharmaceutical effect Effects 0.000 description 1
- 238000012546 transfer Methods 0.000 description 1
Classifications
-
- G—PHYSICS
- 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
- G01T1/17—Circuit arrangements not adapted to a particular type of detector
- G01T1/172—Circuit arrangements not adapted to a particular type of detector with coincidence circuit arrangements
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
- A61B6/42—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
- A61B6/4208—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector
- A61B6/4258—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis characterised by using a particular type of detector for detecting non x-ray radiation, e.g. gamma radiation
-
- G—PHYSICS
- 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
- G01T1/1647—Processing of scintigraphic data
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
- A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
- A61B6/03—Computed tomography [CT]
- A61B6/037—Emission tomography
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- High Energy & Nuclear Physics (AREA)
- Optics & Photonics (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
- Pathology (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Surgery (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Nuclear Medicine (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【課題】 ガンマ・カメラ・システムの偶然のコインシ
デンスを補正する技法を提供する。 【解決手段】 処理システムに結合された１対のシンチ
レーション検出器を含み、放射のコインシデンスを検出
する。各検出器は、シンチレーション事象に応答してト
リガ・パルスを生成し、事象ベース・トリガ・パルスを
生成する。各検出器は複数の人工トリガ・パルスを生成
するパルス発生器を含む。一方の検出器内の人工トリガ
・パルスが他方の検出器内の事象ベースのトリガ・パル
スと同時に生じると、対応する検出器によってデータが
登録され、この人工トリガ・パルスは所定のエネルギー
・レベルと関連付けされる。データ処理システムがデー
タを調べ、人工トリガ・パルスの結果として登録された
シングルス事象を識別し、そのシングルス事象がコイン
シデンス画像に寄与するのを妨げる。
デンスを補正する技法を提供する。 【解決手段】 処理システムに結合された１対のシンチ
レーション検出器を含み、放射のコインシデンスを検出
する。各検出器は、シンチレーション事象に応答してト
リガ・パルスを生成し、事象ベース・トリガ・パルスを
生成する。各検出器は複数の人工トリガ・パルスを生成
するパルス発生器を含む。一方の検出器内の人工トリガ
・パルスが他方の検出器内の事象ベースのトリガ・パル
スと同時に生じると、対応する検出器によってデータが
登録され、この人工トリガ・パルスは所定のエネルギー
・レベルと関連付けされる。データ処理システムがデー
タを調べ、人工トリガ・パルスの結果として登録された
シングルス事象を識別し、そのシングルス事象がコイン
シデンス画像に寄与するのを妨げる。
Description
【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、コインシデンス撮像を行う
ことのできる核医学撮像システムにおける偶然のコイン
シデンスを補正することに関する。
する。詳細には、本発明は、コインシデンス撮像を行う
ことのできる核医学撮像システムにおける偶然のコイン
シデンスを補正することに関する。
【０００２】
【従来の技術】核医学では、患者の体内に注入された放
射性医薬品から放出される放射を、１つまたは複数のガ
ンマ・カメラを使用して検出することによって、人体の
内部構造または機能の画像が得られる。コンピュータ・
システムは、ガンマ・カメラを制御してデータを得て、
次いで得られたデータを処理して画像を生成する。核医
学撮像技法は、シングルフォトンＥＣＴ（ＳＰＥＣＴ）
およびポジトロンＣＴ（ＰＥＴ）を含む。ＳＰＥＣＴ撮
像は、人体から放出された個々のガンマ線の検出に基づ
く撮像であり、これに対して、ＰＥＴ撮像は、電子−陽
電子消滅によって互いに逆の方向へ同時に放出されたガ
ンマ線対の検出に基づく撮像である。したがって、ＰＥ
Ｔ撮像は場合によっては「コインシデンス撮像」と呼ば
れる。核医学撮像システムは、場合によってはガンマ・
カメラ・システムと呼ばれ、このようなシステムには、
専用ＳＰＥＣＴシステムと、専用ＰＥＴシステムと、Ｐ
ＥＴとＳＰＥＣＴの双方の機能を有する二重ＰＥＴ／Ｓ
ＰＥＣＴ機能システムとが含まれる。この二重ＰＥＴ／
ＳＰＥＣＴ機能を有するガンマ・カメラ・システムは、
カリフォルニア州ＭｉｌｐｉｔａｓのＡＤＡＣ Ｌａｂ
ｏｒａｔｏｒｉｅｓから市販されている。
射性医薬品から放出される放射を、１つまたは複数のガ
ンマ・カメラを使用して検出することによって、人体の
内部構造または機能の画像が得られる。コンピュータ・
システムは、ガンマ・カメラを制御してデータを得て、
次いで得られたデータを処理して画像を生成する。核医
学撮像技法は、シングルフォトンＥＣＴ（ＳＰＥＣＴ）
およびポジトロンＣＴ（ＰＥＴ）を含む。ＳＰＥＣＴ撮
像は、人体から放出された個々のガンマ線の検出に基づ
く撮像であり、これに対して、ＰＥＴ撮像は、電子−陽
電子消滅によって互いに逆の方向へ同時に放出されたガ
ンマ線対の検出に基づく撮像である。したがって、ＰＥ
Ｔ撮像は場合によっては「コインシデンス撮像」と呼ば
れる。核医学撮像システムは、場合によってはガンマ・
カメラ・システムと呼ばれ、このようなシステムには、
専用ＳＰＥＣＴシステムと、専用ＰＥＴシステムと、Ｐ
ＥＴとＳＰＥＣＴの双方の機能を有する二重ＰＥＴ／Ｓ
ＰＥＣＴ機能システムとが含まれる。この二重ＰＥＴ／
ＳＰＥＣＴ機能を有するガンマ・カメラ・システムは、
カリフォルニア州ＭｉｌｐｉｔａｓのＡＤＡＣ Ｌａｂ
ｏｒａｔｏｒｉｅｓから市販されている。
【０００３】偶然のコインシデンスは、コインシデンス
撮像の画質に影響を与える因子である。コインシデンス
撮像システムでは、コインシデンス事象は、比較的幅の
狭いタイム・ウインドウ内に起こる、２つの検出器によ
って観測される２つの事象として定義することができ
る。しかし、分解時間内で検出される事象対のある部分
は、真のコインシデンスの結果（すなわち、単一の陽電
子−電子消滅に基づく結果）ではなく、別々の無関係な
消滅事象に基づく部分である。検出されるこのような事
象対を偶然のコインシデンスまたは「ランダムズ」と呼
ぶ。ランダムズを真のコインシデンスと誤解すると、撮
像プロセスが不正確になり、したがって画質が低下す
る。
撮像の画質に影響を与える因子である。コインシデンス
撮像システムでは、コインシデンス事象は、比較的幅の
狭いタイム・ウインドウ内に起こる、２つの検出器によ
って観測される２つの事象として定義することができ
る。しかし、分解時間内で検出される事象対のある部分
は、真のコインシデンスの結果（すなわち、単一の陽電
子−電子消滅に基づく結果）ではなく、別々の無関係な
消滅事象に基づく部分である。検出されるこのような事
象対を偶然のコインシデンスまたは「ランダムズ」と呼
ぶ。ランダムズを真のコインシデンスと誤解すると、撮
像プロセスが不正確になり、したがって画質が低下す
る。
【０００４】ランダムズ補正のための一般的な手法は、
通常のコインシデンス・タイミング回路と並列に第２の
コインシデンス・タイミング回路を設けることである。
この第２のタイミング回路は、一方の検出器からのトリ
ガ信号に対する時間遅延を含む。この遅延は、第２のタ
イミング回路では真のコインシデンス事象が登録できな
いほど大きくされる。したがって、第２のタイミング回
路で検出される事象を、偶然のコインシデンスの結果と
して得られる事象のみにすることができる。並列タイミ
ング回路によって検出されるランダムズの数および分布
は、コインシデンス・データ全体のランダムズの数およ
び分布に比例する。この結果、コインシデンス・データ
全体からランダムズ・データをほぼなくすことができ
る。
通常のコインシデンス・タイミング回路と並列に第２の
コインシデンス・タイミング回路を設けることである。
この第２のタイミング回路は、一方の検出器からのトリ
ガ信号に対する時間遅延を含む。この遅延は、第２のタ
イミング回路では真のコインシデンス事象が登録できな
いほど大きくされる。したがって、第２のタイミング回
路で検出される事象を、偶然のコインシデンスの結果と
して得られる事象のみにすることができる。並列タイミ
ング回路によって検出されるランダムズの数および分布
は、コインシデンス・データ全体のランダムズの数およ
び分布に比例する。この結果、コインシデンス・データ
全体からランダムズ・データをほぼなくすことができ
る。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】この手法はいくつかの
欠点を有する。たとえば、この手法は、比較的複雑なハ
ードウェア解決策を必要とする傾向があり、したがっ
て、ガンマ・カメラ・システムのコストおよび寸法を増
大させる。患者スループットを増大するために放射量が
増加しているので、コインシデンス・タイミング回路に
はますます高い性能が要求されている。また、この解決
策はランダムズの直接測定に基づく解決策なので、デッ
ドタイムの影響によってランダムズの測定が複雑になる
傾向がある。さらに、コインシデンス・データは一般
に、レート全体の小さな部分を表すに過ぎないので、得
られるランダムズ・データは雑音を含む傾向がある。
欠点を有する。たとえば、この手法は、比較的複雑なハ
ードウェア解決策を必要とする傾向があり、したがっ
て、ガンマ・カメラ・システムのコストおよび寸法を増
大させる。患者スループットを増大するために放射量が
増加しているので、コインシデンス・タイミング回路に
はますます高い性能が要求されている。また、この解決
策はランダムズの直接測定に基づく解決策なので、デッ
ドタイムの影響によってランダムズの測定が複雑になる
傾向がある。さらに、コインシデンス・データは一般
に、レート全体の小さな部分を表すに過ぎないので、得
られるランダムズ・データは雑音を含む傾向がある。
【０００６】ランダムズ補正のための他の手法は、数学
的モデルに基づいてランダムズの推定値を形成すること
である。しかし、この手法は、推定値のみに基づく手法
なので、基本的に不正確である。たとえば、このような
推定値は、ランダムズの空間変動を考慮しない。したが
って、従来技術のこれらおよびその他の欠点を解消する
医学撮像システムのランダムズを補正する技法を提供す
ることが望ましい。
的モデルに基づいてランダムズの推定値を形成すること
である。しかし、この手法は、推定値のみに基づく手法
なので、基本的に不正確である。たとえば、このような
推定値は、ランダムズの空間変動を考慮しない。したが
って、従来技術のこれらおよびその他の欠点を解消する
医学撮像システムのランダムズを補正する技法を提供す
ることが望ましい。
【０００７】
【課題を解決するための手段】放射検出器を含む撮像シ
ステムにおける偶然のコインシデンスを得る方法は、そ
の撮像システムの放射検出器を使用して、対象物に関連
するコインシデンス・データを得ることを含む。人工ト
リガ信号が生成され、コインシデンス・データに関連す
る偶然のコインシデンスを得るために使用される。本発
明の他の特徴は、添付の図面および以下の詳細な説明か
ら明らかになろう。
ステムにおける偶然のコインシデンスを得る方法は、そ
の撮像システムの放射検出器を使用して、対象物に関連
するコインシデンス・データを得ることを含む。人工ト
リガ信号が生成され、コインシデンス・データに関連す
る偶然のコインシデンスを得るために使用される。本発
明の他の特徴は、添付の図面および以下の詳細な説明か
ら明らかになろう。
【０００８】本発明を添付の図面の各図に限定ではなく
例示として示す。図面で同じ参照記号は同様の要素を示
す。
例示として示す。図面で同じ参照記号は同様の要素を示
す。
【０００９】
【発明の実施の形態】人工トリガ・パルスを使用してガ
ンマ・カメラ・システムにおける偶然のコインシデンス
を補正する技法について説明する。簡単に言えば、この
技法は以下のとおりである。ガンマ・カメラ・システム
は、少なくとも２つのシンチレーション検出器に結合さ
れた処理システムを含む。各検出器は、シンチレーショ
ン事象に応答して事象ベースのトリガ・パルスを生成す
る。各検出器はパルス発生器も含み、パルス発生器は人
工トリガ・パルス、すなわち、シンチレーション事象で
は生じないトリガ・パルスを生成する。一方の検出器内
の人工トリガ・パルスが他方の検出器内の事象ベースの
トリガ・パルスと同時に発生すると、対応する事象デー
タが検出器によって登録され、人工トリガ・パルスが所
定のエネルギー・レベルと関連付けされる。処理システ
ムは、データを受け取り、各トリガ・パルスに関連する
エネルギー・レベルを調べる。このエネルギー・レベル
に基づいて、処理システムは、シングルス事象、すなわ
ち、人工トリガ・パルスに応答して登録されたコインシ
デンス・データの一部を識別する。それによって、処理
システムは、このようなシングルス事象がコインシデン
ス画像に寄与するのを防止し、その代わりにこのような
シングルス事象を使用して各検出器についてのシングル
ス画像を生成する。次いで、検出器から得たそのシング
ルス画像を使用してランダムズ画像を生成し、このラン
ダムズ画像を使用してコインシデンス画像が偶然のコイ
ンシデンスに関して補正される。各検出器内の人工パル
ス発生器は、プログラム可能であり、現在の測定したシ
ングルス・レートに基づいてパルス・レート、パルス
幅、あるいはその両方を調整するためにこれをリアルタ
イムで（すなわち、データ取得の間に）調整することが
できる。
ンマ・カメラ・システムにおける偶然のコインシデンス
を補正する技法について説明する。簡単に言えば、この
技法は以下のとおりである。ガンマ・カメラ・システム
は、少なくとも２つのシンチレーション検出器に結合さ
れた処理システムを含む。各検出器は、シンチレーショ
ン事象に応答して事象ベースのトリガ・パルスを生成す
る。各検出器はパルス発生器も含み、パルス発生器は人
工トリガ・パルス、すなわち、シンチレーション事象で
は生じないトリガ・パルスを生成する。一方の検出器内
の人工トリガ・パルスが他方の検出器内の事象ベースの
トリガ・パルスと同時に発生すると、対応する事象デー
タが検出器によって登録され、人工トリガ・パルスが所
定のエネルギー・レベルと関連付けされる。処理システ
ムは、データを受け取り、各トリガ・パルスに関連する
エネルギー・レベルを調べる。このエネルギー・レベル
に基づいて、処理システムは、シングルス事象、すなわ
ち、人工トリガ・パルスに応答して登録されたコインシ
デンス・データの一部を識別する。それによって、処理
システムは、このようなシングルス事象がコインシデン
ス画像に寄与するのを防止し、その代わりにこのような
シングルス事象を使用して各検出器についてのシングル
ス画像を生成する。次いで、検出器から得たそのシング
ルス画像を使用してランダムズ画像を生成し、このラン
ダムズ画像を使用してコインシデンス画像が偶然のコイ
ンシデンスに関して補正される。各検出器内の人工パル
ス発生器は、プログラム可能であり、現在の測定したシ
ングルス・レートに基づいてパルス・レート、パルス
幅、あるいはその両方を調整するためにこれをリアルタ
イムで（すなわち、データ取得の間に）調整することが
できる。
【００１０】前述の技法は、シングルフォトン（ＳＰＥ
ＣＴ）撮像とコインシデンス（ＰＥＴ）撮像の両方を行
うことのできるガンマ・カメラ・システムでの使用に適
している。しかし、専用コインシデンス（ＰＥＴ）撮像
システムでこの技法を有利に使用することもできること
に留意されたい。
ＣＴ）撮像とコインシデンス（ＰＥＴ）撮像の両方を行
うことのできるガンマ・カメラ・システムでの使用に適
している。しかし、専用コインシデンス（ＰＥＴ）撮像
システムでこの技法を有利に使用することもできること
に留意されたい。
【００１１】図１は、コインシデンス撮像とシングルフ
ォトン撮像の両方を行うことのできる２検出器ガンマ・
カメラ・システムのブロック図である。このシステムに
は、ランダムズ補正技法を実装することができる。これ
とは異なる数の検出器を有するシステムにランダムズ補
正技法を実装することもできることに留意されたい。図
１のシステムは、シンチレータ・ベースの２つの検出器
１０に結合された処理システム１８を含む。一実施形態
では、各検出器１０は、単一の連続シンチレーション結
晶と、この結晶に光学的に結合された光電子増倍管（Ｐ
ＭＴ）のアレイと、ＰＭＴの出力を受け取って処理し、
処理済みの出力を処理システム１８に供給するように結
合された適切な処理回路とを含む。検出器１０はまた、
（ｚ軸に平行な）ｘ−ｙ平面に垂直な回転軸の周りで検
出器１０を個別にあるいは連動して回転させることので
きるガントリによって支持される。患者１２は、検出器
１０同士の間に位置決めされたテーブル１４に横たわ
る。検出器１０は、コインシデンス撮像用に構成され、
すなわち、ｚ軸に平行な患者１２を通過する回転軸の周
りで互いに対して１８０度配向になるように構成され
る。
ォトン撮像の両方を行うことのできる２検出器ガンマ・
カメラ・システムのブロック図である。このシステムに
は、ランダムズ補正技法を実装することができる。これ
とは異なる数の検出器を有するシステムにランダムズ補
正技法を実装することもできることに留意されたい。図
１のシステムは、シンチレータ・ベースの２つの検出器
１０に結合された処理システム１８を含む。一実施形態
では、各検出器１０は、単一の連続シンチレーション結
晶と、この結晶に光学的に結合された光電子増倍管（Ｐ
ＭＴ）のアレイと、ＰＭＴの出力を受け取って処理し、
処理済みの出力を処理システム１８に供給するように結
合された適切な処理回路とを含む。検出器１０はまた、
（ｚ軸に平行な）ｘ−ｙ平面に垂直な回転軸の周りで検
出器１０を個別にあるいは連動して回転させることので
きるガントリによって支持される。患者１２は、検出器
１０同士の間に位置決めされたテーブル１４に横たわ
る。検出器１０は、コインシデンス撮像用に構成され、
すなわち、ｚ軸に平行な患者１２を通過する回転軸の周
りで互いに対して１８０度配向になるように構成され
る。
【００１２】処理システム１８は、検出器１０によって
得られたデータを受け取ること、データを処理するこ
と、データに基づいて画像を再構築することを含め、ガ
ンマ・カメラ・システムの全体的な動作を制御する。処
理システム１８はまた、様々な制御信号を使用して検出
器１０のある機能を制御する。処理システム１８は、パ
ーソナル・コンピュータ（ＰＣ）、サーバおよび／また
はワークステーション、シングルボード・コンピュー
タ、またはこのような装置の組合せなど、１つまたは複
数の従来型のコンピュータ・システムでよく、あるいは
それらを含むことができる。しかし、代替実施形態で
は、処理システム１８の前述の機能のうちのどれか、あ
るいはその各態様を、検出器１０、ガントリ、またはそ
の他の異なるモジュール内に実装することもできること
に留意されたい。したがって、処理システム１８は実際
には、複数の異なる処理システムとして実現することが
できる。
得られたデータを受け取ること、データを処理するこ
と、データに基づいて画像を再構築することを含め、ガ
ンマ・カメラ・システムの全体的な動作を制御する。処
理システム１８はまた、様々な制御信号を使用して検出
器１０のある機能を制御する。処理システム１８は、パ
ーソナル・コンピュータ（ＰＣ）、サーバおよび／また
はワークステーション、シングルボード・コンピュー
タ、またはこのような装置の組合せなど、１つまたは複
数の従来型のコンピュータ・システムでよく、あるいは
それらを含むことができる。しかし、代替実施形態で
は、処理システム１８の前述の機能のうちのどれか、あ
るいはその各態様を、検出器１０、ガントリ、またはそ
の他の異なるモジュール内に実装することもできること
に留意されたい。したがって、処理システム１８は実際
には、複数の異なる処理システムとして実現することが
できる。
【００１３】図２は、一実施形態による処理システム１
８のブロック図を示す。しかし、処理システム１８の特
定のアーキテクチャは本発明にとって重要ではないこと
に留意されたい。図の実施形態では、処理システム１８
は、中央演算処理装置（ＣＰＵ）２０、ランダム・アク
セス・メモリ（ＲＡＭ）２１、読取り専用メモリ（ＲＯ
Ｍ）２２、および大容量記憶装置２３を含み、これらは
それぞれ、バス・システム２８に結合される。バス・シ
ステム２８は、適切なブリッジ、コントローラ、および
／またはアダプタによって互いに結合された複数の物理
バスを表している。（適切な表示コントローラを含む）
表示装置２４、たとえば、陰極線管（ＣＲＴ）、液晶デ
ィスプレイ（ＬＣＤ）などと、キーボード２５と、マウ
ス、トラックボール、タッチパッドなどのポインティン
グ・デバイス２６と、データ通信装置２７と、プリンタ
２９もバス・システム２８に結合される。データ通信装
置２７は、検出器１０および／または他のコンピュータ
・システムまたは構成要素と通信するために処理システ
ム１８によって使用することができ、たとえば、簡単な
トランシーバや、ネットワーク・アダプタや、モデム
や、他の適切なデータ通信装置でよい。表示装置２４お
よびプリンタ２９は、処理システム１８によって再構築
された断層撮影画像をそれぞれ、表示し印刷するために
使用することができる。
８のブロック図を示す。しかし、処理システム１８の特
定のアーキテクチャは本発明にとって重要ではないこと
に留意されたい。図の実施形態では、処理システム１８
は、中央演算処理装置（ＣＰＵ）２０、ランダム・アク
セス・メモリ（ＲＡＭ）２１、読取り専用メモリ（ＲＯ
Ｍ）２２、および大容量記憶装置２３を含み、これらは
それぞれ、バス・システム２８に結合される。バス・シ
ステム２８は、適切なブリッジ、コントローラ、および
／またはアダプタによって互いに結合された複数の物理
バスを表している。（適切な表示コントローラを含む）
表示装置２４、たとえば、陰極線管（ＣＲＴ）、液晶デ
ィスプレイ（ＬＣＤ）などと、キーボード２５と、マウ
ス、トラックボール、タッチパッドなどのポインティン
グ・デバイス２６と、データ通信装置２７と、プリンタ
２９もバス・システム２８に結合される。データ通信装
置２７は、検出器１０および／または他のコンピュータ
・システムまたは構成要素と通信するために処理システ
ム１８によって使用することができ、たとえば、簡単な
トランシーバや、ネットワーク・アダプタや、モデム
や、他の適切なデータ通信装置でよい。表示装置２４お
よびプリンタ２９は、処理システム１８によって再構築
された断層撮影画像をそれぞれ、表示し印刷するために
使用することができる。
【００１４】ランダムズ補正技法が少なくとも部分的に
ソフトウェアで実現できることを留意されたい。すなわ
ち、この技法は、少なくとも部分的に、処理システム１
８などのコンピュータ・システムで、そのＣＰＵが、メ
モリに含まれる命令のシーケンスを実行することに応答
して実行することができる。命令は、ＲＡＭ、ＲＯＭ、
大容量記憶装置、またはそれらの組合せから実行するこ
とができる。ある実施形態では、ハード配線された回路
をソフトウェア命令の代わりに、あるいはソフトウェア
命令と組み合わせて使用して、本発明を実施することが
できる。したがって、本発明は、ハードウェア回路とソ
フトウェアの特定の組合せや、このようなソフトウェア
の特定の供給源にも限らない。
ソフトウェアで実現できることを留意されたい。すなわ
ち、この技法は、少なくとも部分的に、処理システム１
８などのコンピュータ・システムで、そのＣＰＵが、メ
モリに含まれる命令のシーケンスを実行することに応答
して実行することができる。命令は、ＲＡＭ、ＲＯＭ、
大容量記憶装置、またはそれらの組合せから実行するこ
とができる。ある実施形態では、ハード配線された回路
をソフトウェア命令の代わりに、あるいはソフトウェア
命令と組み合わせて使用して、本発明を実施することが
できる。したがって、本発明は、ハードウェア回路とソ
フトウェアの特定の組合せや、このようなソフトウェア
の特定の供給源にも限らない。
【００１５】図３は、システムがコインシデンス事象を
検出することを可能にするガンマ・カメラ・システムの
コインシデンス検出回路を示す。図のように、各検出器
１０は、検出された各シンチレーション事象に応答して
シングルス・トリガ信号ＳＴを介してトリガ・パルスを
出力する。各検出器からのシングルス・トリガ信号ＳＴ
はコインシデンス検出回路（ＣＤＣ）３６の入力に加え
られ、コインシデンス検出回路３６は各検出器１０にコ
インシデンス・トリガ信号ＣＴを出力する。ＣＤＣ３６
は、図３に示すように簡単なＡＮＤゲート３７でよい。
システムがコインシデンス・モードのとき、各検出器１
０は、対応するシンチレーション事象の位置およびエネ
ルギーを登録することによって、コインシデンス・トリ
ガ信号ＣＴのアサートに応答する。システムがシングル
フォトン・モードのとき、各検出器１０は、そのシング
ルス・トリガ信号ＳＴのアサートに応答して位置および
エネルギーのデータを登録し、コインシデンス・トリガ
信号ＣＴは使用されない。登録された事象に関する位置
データ（すなわち、ｘ、ｙ座標）とエネルギー・データ
は、各検出器１０からデータ信号として処理システム１
８に供給される。処理システム１８は、様々な制御（Ｃ
ＴＲＬ）信号を使用して検出器１０のある機能を制御す
る。ＣＴＲＬ信号には、データ転送を制御するクロック
信号と、可変遅延をプログラムし、撮像モード（ＰＥＴ
またはＳＰＥＣＴ）およびその他の機能を選択するプロ
グラミング信号と、その他の信号を含めることができ
る。これらの信号の詳細は本発明にとって重要ではな
い。
検出することを可能にするガンマ・カメラ・システムの
コインシデンス検出回路を示す。図のように、各検出器
１０は、検出された各シンチレーション事象に応答して
シングルス・トリガ信号ＳＴを介してトリガ・パルスを
出力する。各検出器からのシングルス・トリガ信号ＳＴ
はコインシデンス検出回路（ＣＤＣ）３６の入力に加え
られ、コインシデンス検出回路３６は各検出器１０にコ
インシデンス・トリガ信号ＣＴを出力する。ＣＤＣ３６
は、図３に示すように簡単なＡＮＤゲート３７でよい。
システムがコインシデンス・モードのとき、各検出器１
０は、対応するシンチレーション事象の位置およびエネ
ルギーを登録することによって、コインシデンス・トリ
ガ信号ＣＴのアサートに応答する。システムがシングル
フォトン・モードのとき、各検出器１０は、そのシング
ルス・トリガ信号ＳＴのアサートに応答して位置および
エネルギーのデータを登録し、コインシデンス・トリガ
信号ＣＴは使用されない。登録された事象に関する位置
データ（すなわち、ｘ、ｙ座標）とエネルギー・データ
は、各検出器１０からデータ信号として処理システム１
８に供給される。処理システム１８は、様々な制御（Ｃ
ＴＲＬ）信号を使用して検出器１０のある機能を制御す
る。ＣＴＲＬ信号には、データ転送を制御するクロック
信号と、可変遅延をプログラムし、撮像モード（ＰＥＴ
またはＳＰＥＣＴ）およびその他の機能を選択するプロ
グラミング信号と、その他の信号を含めることができ
る。これらの信号の詳細は本発明にとって重要ではな
い。
【００１６】図４は、一実施形態による一方の検出器１
０の内部構成要素を示す。検出器１０は、本発明では同
一であるものと仮定することができる。検出器１０は、
いくつかのＰＭＴ４２に光学的に結合された、ＮａＩ
（ＴＩ）結晶などのシンチレーション結晶４０を含む。
ＰＭＴ４２の出力は、信号条件付け回路４３に加えられ
る。信号条件付け回路４３は、ＰＭＴ出力の増幅および
正規化を行い、必要に応じて、他の種類の信号条件付け
を行う。信号条件付け回路４３は、各ＰＭＴ出力につい
て、加算回路網４４とアナログ・デジタル（Ａ／Ｄ）回
路４５の両方に、増幅された別々の信号を出力する。Ａ
／Ｄ回路４５は、増幅されたＰＭＴ出力をデジタル値に
変換する。このデジタル値はチャネル信号ＣＨi として
積分回路４７に供給される（ｉ＝１、２、．．．、Ｎ。
この場合、Ｎは検出器内のＰＭＴの数である）。
０の内部構成要素を示す。検出器１０は、本発明では同
一であるものと仮定することができる。検出器１０は、
いくつかのＰＭＴ４２に光学的に結合された、ＮａＩ
（ＴＩ）結晶などのシンチレーション結晶４０を含む。
ＰＭＴ４２の出力は、信号条件付け回路４３に加えられ
る。信号条件付け回路４３は、ＰＭＴ出力の増幅および
正規化を行い、必要に応じて、他の種類の信号条件付け
を行う。信号条件付け回路４３は、各ＰＭＴ出力につい
て、加算回路網４４とアナログ・デジタル（Ａ／Ｄ）回
路４５の両方に、増幅された別々の信号を出力する。Ａ
／Ｄ回路４５は、増幅されたＰＭＴ出力をデジタル値に
変換する。このデジタル値はチャネル信号ＣＨi として
積分回路４７に供給される（ｉ＝１、２、．．．、Ｎ。
この場合、Ｎは検出器内のＰＭＴの数である）。
【００１７】一般に、積分回路４７は、チャネル信号Ｃ
Ｈi 中の事象パルスを積分して積分エネルギー（Ｅ）値
を生成し、この積分エネルギー値が位置決め回路４６に
供給される。積分回路４７はデジタル・トリガ・ワード
（ＤＴＷ）信号も生成し、この信号も位置付け回路４６
に供給される。さらに、積分回路４７は、事前パルス蓄
積について補正し、パルス立下り外挿を行う。積分回路
４６は、処理システム１８からの積分制御信号ＣＴＲＬ
ＩＣ、すなわち、前述のＣＴＲＬ信号のサブセットによ
って少なくとも部分的に制御することができる。
Ｈi 中の事象パルスを積分して積分エネルギー（Ｅ）値
を生成し、この積分エネルギー値が位置決め回路４６に
供給される。積分回路４７はデジタル・トリガ・ワード
（ＤＴＷ）信号も生成し、この信号も位置付け回路４６
に供給される。さらに、積分回路４７は、事前パルス蓄
積について補正し、パルス立下り外挿を行う。積分回路
４６は、処理システム１８からの積分制御信号ＣＴＲＬ
ＩＣ、すなわち、前述のＣＴＲＬ信号のサブセットによ
って少なくとも部分的に制御することができる。
【００１８】位置決め回路４６は、シンチレーション事
象に関連する位置（ｘ、ｙ）座標を算出する。ＣＤＣ３
６からのコインシデンス・トリガＣＴのアサートに応答
して、位置決め回路４６は、対応するシンチレーション
事象に対応する位置およびエネルギー（Ｅ）のデータを
登録し、データをデータ信号として処理システム１８に
供給する。位置決め回路４６は、処理システム１８から
の位置制御信号ＣＴＲＬＰ、すなわち、前述のＣＴＲＬ
信号のサブセットによって少なくとも部分的に制御する
ことができる。
象に関連する位置（ｘ、ｙ）座標を算出する。ＣＤＣ３
６からのコインシデンス・トリガＣＴのアサートに応答
して、位置決め回路４６は、対応するシンチレーション
事象に対応する位置およびエネルギー（Ｅ）のデータを
登録し、データをデータ信号として処理システム１８に
供給する。位置決め回路４６は、処理システム１８から
の位置制御信号ＣＴＲＬＰ、すなわち、前述のＣＴＲＬ
信号のサブセットによって少なくとも部分的に制御する
ことができる。
【００１９】各検出器１０の撮像表面はいくつかのタイ
ミング・ゾーンに分割される。各タイミング・ゾーンは
ＰＭＴ４２のアレイのサブセットを含む。図６は、検出
器１０の撮像表面と、撮像表面をタイミング・ゾーンに
分割するにはどうすればよいかを示す例とを示す。図の
都合上、１つのタイミング・ゾーン５６に陰影が付けら
れている。本発明では、タイミング・ゾーンの数および
形状における多数の変形例が可能であることに留意され
たい。すなわち、ゾーンの特定の数、ゾーン形状、およ
びゾーン配置は本発明にとって重要ではない。
ミング・ゾーンに分割される。各タイミング・ゾーンは
ＰＭＴ４２のアレイのサブセットを含む。図６は、検出
器１０の撮像表面と、撮像表面をタイミング・ゾーンに
分割するにはどうすればよいかを示す例とを示す。図の
都合上、１つのタイミング・ゾーン５６に陰影が付けら
れている。本発明では、タイミング・ゾーンの数および
形状における多数の変形例が可能であることに留意され
たい。すなわち、ゾーンの特定の数、ゾーン形状、およ
びゾーン配置は本発明にとって重要ではない。
【００２０】したがって、再び図４を参照するとわかる
ように、加算回路網４４は、個々のＰＭＴの増幅された
出力を信号条件付け回路４３から受け取り、これらの増
幅出力を加算し、各タイミング・ゾーンごとに１つの出
力ＺＯＮＥj を生成する（ｊ＝１、２、．．．、Ｍ。こ
の場合、Ｍは検出器上のタイミング・ゾーンの数であ
る）。次いで、加算回路網４４は、タイミング回路５０
に各ゾーン出力ＺＯＮＥ jを供給する。タイミング回路
５０は、ゾーン出力ＺＯＮＥjに信号レベルしきい値機
能を適用し、しきい値レベルを満たすゾーン出力ＺＯＮ
Ｅj については、シングルス・トリガＳＴ信号のパルス
を生成する。タイミング回路５０は、しきい値レベルを
満たす各シンチレーション事象に応答してゾーン・トリ
ガ機能（ＺＴＦ）信号も生成する。この信号が積分回路
４７に供給される。ＺＴＦ信号はマルチビット・デジタ
ル値であり、すなわち、検出器内の各ＰＭＴごとに１つ
のビットを有する。所与の時点での各ＺＴＦビットの状
態は、対応するＰＭＴが、最後に検出されたシンチレー
ション事象の影響を受けているかどうかを示す。ＣＴＲ
Ｌ信号のサブセットを表す処理システム１８からのタイ
ミング制御信号ＣＴＲＬＴによって、タイミング回路５
０が少なくとも部分的に制御できることに留意された
い。
ように、加算回路網４４は、個々のＰＭＴの増幅された
出力を信号条件付け回路４３から受け取り、これらの増
幅出力を加算し、各タイミング・ゾーンごとに１つの出
力ＺＯＮＥj を生成する（ｊ＝１、２、．．．、Ｍ。こ
の場合、Ｍは検出器上のタイミング・ゾーンの数であ
る）。次いで、加算回路網４４は、タイミング回路５０
に各ゾーン出力ＺＯＮＥ jを供給する。タイミング回路
５０は、ゾーン出力ＺＯＮＥjに信号レベルしきい値機
能を適用し、しきい値レベルを満たすゾーン出力ＺＯＮ
Ｅj については、シングルス・トリガＳＴ信号のパルス
を生成する。タイミング回路５０は、しきい値レベルを
満たす各シンチレーション事象に応答してゾーン・トリ
ガ機能（ＺＴＦ）信号も生成する。この信号が積分回路
４７に供給される。ＺＴＦ信号はマルチビット・デジタ
ル値であり、すなわち、検出器内の各ＰＭＴごとに１つ
のビットを有する。所与の時点での各ＺＴＦビットの状
態は、対応するＰＭＴが、最後に検出されたシンチレー
ション事象の影響を受けているかどうかを示す。ＣＴＲ
Ｌ信号のサブセットを表す処理システム１８からのタイ
ミング制御信号ＣＴＲＬＴによって、タイミング回路５
０が少なくとも部分的に制御できることに留意された
い。
【００２１】図５は、タイミング回路５０をさらに詳し
く示す。タイミング回路５０は、いくつかの定部分弁別
器（ＣＦＤ）４８を含み、すなわち、各タイミング・ゾ
ーンごとに１つのＣＦＤ４８を含む。各ゾーン出力ＺＯ
ＮＥj は、対応するＣＦＤ４８への入力として加えられ
る。ＣＦＤ４８はそれぞれ、大きさ自由のトリガリング
を行い、厳密なタイミング公差を維持する。ＣＦＤの詳
細は本発明にとって重要ではない。各ＣＦＤ４８はＯＲ
ゲート５２に出力信号を供給する。ＯＲゲート５２の出
力は検出器１０からのトリガ信号ＳＴであり、この信号
がＣＤＣ３６（図３）に加えられる。各ＣＦＤ４８はま
た、ＺＴＷレジスタ４９に信号５１を出力する。この信
号５１のそれぞれは、ＺＴＷレジスタ４９の対応するビ
ットの状態を決定する。したがって、ＺＴＷレジスタ５
３は、各タイミング・ゾーンについての１ビットと、後
述の追加の１ビットとを含む。ＺＴＷ値の状態は、各タ
イミング・サイクル中にシンチレーション事象に応答し
た特定のゾーンを識別する。ＺＴＷレジスタ５３の出力
ＺＴＷ値は、ＺＴＷデコーダ５４に加えられる。ＺＴＷ
デコーダ５４は個々のＰＭＴにＺＴＷ値をマップし、す
なわち、ＺＴＷデコーダ５４は、各ＺＴＷ値によってど
のＰＭＴチャネルが表されるかを決定する。このマッピ
ング機能は、各タイミング・ゾーン内にどのＰＭＴが含
まれるかについての知識と、周知の光拡散機能（ＬＳ
Ｆ）とに基づく機能である。ＺＴＷデコーダ５４の出力
は信号ＺＴＦであり、各ＰＭＴチャネルについての１ビ
ットと、プログラム可能なパルス発生器５５に関連する
ビットとを含む。上記で指摘したように、信号ＺＴＦは
積分回路４７（図４）に供給される。
く示す。タイミング回路５０は、いくつかの定部分弁別
器（ＣＦＤ）４８を含み、すなわち、各タイミング・ゾ
ーンごとに１つのＣＦＤ４８を含む。各ゾーン出力ＺＯ
ＮＥj は、対応するＣＦＤ４８への入力として加えられ
る。ＣＦＤ４８はそれぞれ、大きさ自由のトリガリング
を行い、厳密なタイミング公差を維持する。ＣＦＤの詳
細は本発明にとって重要ではない。各ＣＦＤ４８はＯＲ
ゲート５２に出力信号を供給する。ＯＲゲート５２の出
力は検出器１０からのトリガ信号ＳＴであり、この信号
がＣＤＣ３６（図３）に加えられる。各ＣＦＤ４８はま
た、ＺＴＷレジスタ４９に信号５１を出力する。この信
号５１のそれぞれは、ＺＴＷレジスタ４９の対応するビ
ットの状態を決定する。したがって、ＺＴＷレジスタ５
３は、各タイミング・ゾーンについての１ビットと、後
述の追加の１ビットとを含む。ＺＴＷ値の状態は、各タ
イミング・サイクル中にシンチレーション事象に応答し
た特定のゾーンを識別する。ＺＴＷレジスタ５３の出力
ＺＴＷ値は、ＺＴＷデコーダ５４に加えられる。ＺＴＷ
デコーダ５４は個々のＰＭＴにＺＴＷ値をマップし、す
なわち、ＺＴＷデコーダ５４は、各ＺＴＷ値によってど
のＰＭＴチャネルが表されるかを決定する。このマッピ
ング機能は、各タイミング・ゾーン内にどのＰＭＴが含
まれるかについての知識と、周知の光拡散機能（ＬＳ
Ｆ）とに基づく機能である。ＺＴＷデコーダ５４の出力
は信号ＺＴＦであり、各ＰＭＴチャネルについての１ビ
ットと、プログラム可能なパルス発生器５５に関連する
ビットとを含む。上記で指摘したように、信号ＺＴＦは
積分回路４７（図４）に供給される。
【００２２】上記で指摘したように、このランダムズ補
正技法では、各検出器についてのシングルス画像を生成
することによってランダムズが補正される。ＣＤＣ３６
は、両方の検出器からのシングルス・トリガＳＴの同時
アサートに応答してのみコインシデンス・トリガ信号Ｃ
Ｔを生成する。しかし、各検出器のタイミング回路５０
にプログラム可能な人工トリガ・パルス発生器５５を含
めると、各検出器は、コインシデンス撮像中にシングル
ス事象を登録し、各検出器についてのシングルス画像を
生成することができる。パルス発生器５５の出力はＯＲ
ゲート５２の入力に加えられる。また、パルス発生器５
５の出力を使用して、ＺＴＷレジスタ５３のビットＺＴ
Ｗ［Ｍ＋１］の状態が判定される。
正技法では、各検出器についてのシングルス画像を生成
することによってランダムズが補正される。ＣＤＣ３６
は、両方の検出器からのシングルス・トリガＳＴの同時
アサートに応答してのみコインシデンス・トリガ信号Ｃ
Ｔを生成する。しかし、各検出器のタイミング回路５０
にプログラム可能な人工トリガ・パルス発生器５５を含
めると、各検出器は、コインシデンス撮像中にシングル
ス事象を登録し、各検出器についてのシングルス画像を
生成することができる。パルス発生器５５の出力はＯＲ
ゲート５２の入力に加えられる。また、パルス発生器５
５の出力を使用して、ＺＴＷレジスタ５３のビットＺＴ
Ｗ［Ｍ＋１］の状態が判定される。
【００２３】パルス発生器５５によって生成された人工
トリガ・パルスのうちのあるパルスは、他方の検出器内
の事象ベースのトリガ・パルスと一致する。これらの人
工トリガ・パルスは、ＣＤＣ３６に事象ベースのトリガ
・パルスに応答したコインシデンス・トリガＣＴを生成
させる。他の場合には、事象ベースのトリガ・パルス
は、撮像システムがコインシデンスモードのときには無
視される。
トリガ・パルスのうちのあるパルスは、他方の検出器内
の事象ベースのトリガ・パルスと一致する。これらの人
工トリガ・パルスは、ＣＤＣ３６に事象ベースのトリガ
・パルスに応答したコインシデンス・トリガＣＴを生成
させる。他の場合には、事象ベースのトリガ・パルス
は、撮像システムがコインシデンスモードのときには無
視される。
【００２４】ビットＺＴＷ［Ｍ＋１］の状態は、パルス
発生器５５によって人工トリガ・パルスが生成されたタ
イミング・サイクルを示すために使用される。このビッ
トは、ＺＴＷデコーダ５４によって復号され、この情報
は、ＺＴＦ信号で積分回路４７に渡される。積分回路４
７は、ＺＴＦ信号を解釈し、上記で指摘したように、人
工トリガ・パルスに関連するデータに所定のエネルギー
値を割り当てる。
発生器５５によって人工トリガ・パルスが生成されたタ
イミング・サイクルを示すために使用される。このビッ
トは、ＺＴＷデコーダ５４によって復号され、この情報
は、ＺＴＦ信号で積分回路４７に渡される。積分回路４
７は、ＺＴＦ信号を解釈し、上記で指摘したように、人
工トリガ・パルスに関連するデータに所定のエネルギー
値を割り当てる。
【００２５】さらに図５を参照する。パルス発生器５５
は、処理システム１８から入力ＣＴＲＬＴ−ＰＧを受け
取り、人工トリガ・パルスのレートおよび／またはパル
ス幅をプログラムする。信号ＣＴＲＬＴ−ＰＧはＣＴＲ
ＬＴ信号のサブセットでよい。パルス発生器５５は、簡
単なロード可能バイナリ・カウンタでよい。パルス・レ
ートまたはパルス幅としては、データ獲得中の所与の時
点での現在の測定したシングルス・レートに鑑みて動作
を最適化するパルス・レートまたはパルス幅を選択する
ことができる。たとえば、ランダムズ画像で計数の一定
数を維持することが望ましい場合、測定したシングルス
・レートを高めることによって、人工パルス・レートを
確実に低下させることができる。実際のプログラムされ
たパルス・レートおよび／またはパルス幅は、経験デー
タに基づいて決定することができる。各検出器１０は、
人工トリガ・パルスに応答してシングルス・レートを測
定するレート計（図示せず）を含む。人工トリガ・パル
スの結果として測定されたシングルス・レートが真のシ
ングルス・レートに比例することに留意されたい。
は、処理システム１８から入力ＣＴＲＬＴ−ＰＧを受け
取り、人工トリガ・パルスのレートおよび／またはパル
ス幅をプログラムする。信号ＣＴＲＬＴ−ＰＧはＣＴＲ
ＬＴ信号のサブセットでよい。パルス発生器５５は、簡
単なロード可能バイナリ・カウンタでよい。パルス・レ
ートまたはパルス幅としては、データ獲得中の所与の時
点での現在の測定したシングルス・レートに鑑みて動作
を最適化するパルス・レートまたはパルス幅を選択する
ことができる。たとえば、ランダムズ画像で計数の一定
数を維持することが望ましい場合、測定したシングルス
・レートを高めることによって、人工パルス・レートを
確実に低下させることができる。実際のプログラムされ
たパルス・レートおよび／またはパルス幅は、経験デー
タに基づいて決定することができる。各検出器１０は、
人工トリガ・パルスに応答してシングルス・レートを測
定するレート計（図示せず）を含む。人工トリガ・パル
スの結果として測定されたシングルス・レートが真のシ
ングルス・レートに比例することに留意されたい。
【００２６】したがって、前述のランダム補正技法の利
点が、ランダムズ補正に関するシングルス・データがコ
インシデンス・データを得るのと同時に得られることで
あることが認識されよう。したがって、２重モードＰＥ
Ｔ／ＳＰＥＣＴシステムでは、時間がかかる恐れがある
コインシデンス・モードとシングルフォトン・モードと
の切換えを行う必要がない。また、漸次ハードウェアの
性能を高める必要なしにより高いレートに適応すること
ができる。さらに、得られるシングルス・データはラン
ダムズの空間依存性を表す。
点が、ランダムズ補正に関するシングルス・データがコ
インシデンス・データを得るのと同時に得られることで
あることが認識されよう。したがって、２重モードＰＥ
Ｔ／ＳＰＥＣＴシステムでは、時間がかかる恐れがある
コインシデンス・モードとシングルフォトン・モードと
の切換えを行う必要がない。また、漸次ハードウェアの
性能を高める必要なしにより高いレートに適応すること
ができる。さらに、得られるシングルス・データはラン
ダムズの空間依存性を表す。
【００２７】図７は、人工トリガ・パルスに基づいてラ
ンダムズ・データを生成し、ランダムズ・データに基づ
いてコインシデンス・データを補正するルーチンを示
す。各検出器内のパルス発生器５５は最初、周期的なパ
ルス・レートおよび／またはパルス幅でプログラムさ
れ、このパルス・レートおよび／またはパルス幅は、最
初はデフォルト値でよく、あるいは上記で指摘したよう
に、測定されたシングルス・レートに基づく値でもよ
い。撮像セッションは、６０１で人工トリガ・パルスの
生成を開始することによって始まる。次に、６０２Ｂ
で、人工トリガ・パルスに応答してシングルス・データ
が得られるのと並行して、６０２Ａで、事象ベースのト
リガ・パルスに応答してコインシデンス・データが得ら
れる。完全な１組のデータが得られた後、６０３で、シ
ングルス・データに基づいてランダムズ・データが生成
される。ランダムズ・データは画像またはシノグラムの
形でよい。次いで、６０４で、ランダムズ・データを使
用して、対応するコインシデンス・データが偶然のコイ
ンシデンスについて補正され、６０５で、補正されたコ
インシデンス・データに基づいてコインシデンス画像が
生成される。
ンダムズ・データを生成し、ランダムズ・データに基づ
いてコインシデンス・データを補正するルーチンを示
す。各検出器内のパルス発生器５５は最初、周期的なパ
ルス・レートおよび／またはパルス幅でプログラムさ
れ、このパルス・レートおよび／またはパルス幅は、最
初はデフォルト値でよく、あるいは上記で指摘したよう
に、測定されたシングルス・レートに基づく値でもよ
い。撮像セッションは、６０１で人工トリガ・パルスの
生成を開始することによって始まる。次に、６０２Ｂ
で、人工トリガ・パルスに応答してシングルス・データ
が得られるのと並行して、６０２Ａで、事象ベースのト
リガ・パルスに応答してコインシデンス・データが得ら
れる。完全な１組のデータが得られた後、６０３で、シ
ングルス・データに基づいてランダムズ・データが生成
される。ランダムズ・データは画像またはシノグラムの
形でよい。次いで、６０４で、ランダムズ・データを使
用して、対応するコインシデンス・データが偶然のコイ
ンシデンスについて補正され、６０５で、補正されたコ
インシデンス・データに基づいてコインシデンス画像が
生成される。
【００２８】図８は、人工トリガ・パルスに対応するデ
ータと実際の事象データ（すなわち、実際のコインシデ
ンス対の結果として得られるデータ）とを区別するため
に処理システム１８に実装することのできるルーチンを
示す。７０１で、処理システム１８は、コインシデンス
の結果として得られる位置（ｘ−ｙ）およびエネルギー
・データを所与の検出器から受け取る。このコインシデ
ンス・データは、実際のシンチレーション事象対に基づ
いて得られたものでも、あるいは人工トリガ・パルスと
対になるあるシンチレーション事象のみに基づいて得ら
れたものでもよい。したがって、７０２で、受け取った
データにコード化されているエネルギー・レベルが前述
の所定のエネルギー・レベルであるかどうかが判定され
る。そうである場合、データは人工トリガ・パルスに対
応する。したがって、７０３で、このようなデータが破
棄され、対向する検出器からの対応するデータが、この
検出器のシングルス画像に記録される。７０２で、受け
取ったデータのエネルギー・レベルが所定のエネルギー
・レベルでなかった場合、７０５で、データはコインシ
デンス・データとして通常どおりに処理される。７０３
の後で、処理すべき追加のデータが検出器から得られた
場合（７０４）、ルーチンが７０１から繰り返され、そ
うでない場合、ルーチンは終了する。
ータと実際の事象データ（すなわち、実際のコインシデ
ンス対の結果として得られるデータ）とを区別するため
に処理システム１８に実装することのできるルーチンを
示す。７０１で、処理システム１８は、コインシデンス
の結果として得られる位置（ｘ−ｙ）およびエネルギー
・データを所与の検出器から受け取る。このコインシデ
ンス・データは、実際のシンチレーション事象対に基づ
いて得られたものでも、あるいは人工トリガ・パルスと
対になるあるシンチレーション事象のみに基づいて得ら
れたものでもよい。したがって、７０２で、受け取った
データにコード化されているエネルギー・レベルが前述
の所定のエネルギー・レベルであるかどうかが判定され
る。そうである場合、データは人工トリガ・パルスに対
応する。したがって、７０３で、このようなデータが破
棄され、対向する検出器からの対応するデータが、この
検出器のシングルス画像に記録される。７０２で、受け
取ったデータのエネルギー・レベルが所定のエネルギー
・レベルでなかった場合、７０５で、データはコインシ
デンス・データとして通常どおりに処理される。７０３
の後で、処理すべき追加のデータが検出器から得られた
場合（７０４）、ルーチンが７０１から繰り返され、そ
うでない場合、ルーチンは終了する。
【００２９】処理システム１８が検出器から受け取った
データを再導入する際、このデータのある部分は人工ト
リガ・パルスに基づく部分になる。このような事象の空
間密度は、各検出器についてのシングルス・レートに直
接関係している。具体的には、人工トリガ・パルスの結
果として測定されたコインシデンスは、以下の数式によ
って、実際のシングルス・レートと人工トリガ・パルス
の結果として測定されたシングルス・レートとの関数と
して表すことができる。 Ｃart(detector,x,y)=Ｓreal(detector,x,y)・Ｓart・
２τ
データを再導入する際、このデータのある部分は人工ト
リガ・パルスに基づく部分になる。このような事象の空
間密度は、各検出器についてのシングルス・レートに直
接関係している。具体的には、人工トリガ・パルスの結
果として測定されたコインシデンスは、以下の数式によ
って、実際のシングルス・レートと人工トリガ・パルス
の結果として測定されたシングルス・レートとの関数と
して表すことができる。 Ｃart(detector,x,y)=Ｓreal(detector,x,y)・Ｓart・
２τ
【００３０】上式で、Ｃart は、測定された同時レート
であり、Ｓrealは、実際のシングルス・レートであり、
Ｓart は人工トリガ・パルスのレートであり、２τはコ
インシデンスのタイミング・ウインドウの所要時間、す
なわち、所与の事象によって生じるトリガ・パルスの所
要時間の２倍である。Ｃartが測定値であり、Ｓartおよ
び２τが知られているので、上記の数式はＳrealについ
て解くことができる。次に、図９および図１０を参照し
て説明するように、各検出器を横切るシングルス事象の
空間分布を算出し組み合わせてランダムズ・シノグラム
を形成することができる。
であり、Ｓrealは、実際のシングルス・レートであり、
Ｓart は人工トリガ・パルスのレートであり、２τはコ
インシデンスのタイミング・ウインドウの所要時間、す
なわち、所与の事象によって生じるトリガ・パルスの所
要時間の２倍である。Ｃartが測定値であり、Ｓartおよ
び２τが知られているので、上記の数式はＳrealについ
て解くことができる。次に、図９および図１０を参照し
て説明するように、各検出器を横切るシングルス事象の
空間分布を算出し組み合わせてランダムズ・シノグラム
を形成することができる。
【００３１】８０１で、各検出器についてのシングルス
画像が生成される。８０２で、処理システム１８は、上
記の数式に記載された値Ｃart、Ｓart、および２τに基
づいて各検出器の各タイミング・ゾーンごとに値Ｓreal
について解く。次に、８０３で、すべてのゾーンに関す
るＳreal値が、以下に説明するようにランダムズ・シノ
グラムに再導入される。８０４で、コインシデンス・シ
ノグラムからランダムズ・シノグラムが減じられ、８０
５で、必要に応じて、コインシデンス・シノグラムがデ
ッドタイムについて補正される。従来型のデッドタイム
補正技法を使用することができる。８０６で、補正され
たコインシデンス・シノグラムを使用してコインシデン
ス画像が再構築される。
画像が生成される。８０２で、処理システム１８は、上
記の数式に記載された値Ｃart、Ｓart、および２τに基
づいて各検出器の各タイミング・ゾーンごとに値Ｓreal
について解く。次に、８０３で、すべてのゾーンに関す
るＳreal値が、以下に説明するようにランダムズ・シノ
グラムに再導入される。８０４で、コインシデンス・シ
ノグラムからランダムズ・シノグラムが減じられ、８０
５で、必要に応じて、コインシデンス・シノグラムがデ
ッドタイムについて補正される。従来型のデッドタイム
補正技法を使用することができる。８０６で、補正され
たコインシデンス・シノグラムを使用してコインシデン
ス画像が再構築される。
【００３２】次に、得られたシングルス・データからラ
ンダムズ画像を生成するプロセスについて説明する。一
般に、数式Ｒ＝Ｓ１・Ｓ２・２τによってランダムズＲ
を算出することができる。上式で、Ｓ１は一方の検出器
からの（実際の）シングルス・レートを表し、Ｓ２は他
方の検出器からの（実際の）シングルス・レートを表
し、２τはコインシデンスタ・イミング窓の所要時間を
表す。上記で指摘したように、各検出器１０は複数のタ
イミング・ゾーンに分割され、各タイミング・ゾーン
は、複数のＰＭＴおよび／またはその一部を含むことが
できる。各ゾーンには、シングルス・レート、すなわ
ち、検出器の全体的なレート（Ｓ１またはＳ２）のサブ
セットが関連付けされる。たとえば、図１０を参照する
とわかるように、一方の検出器１０Ａの総シングルス・
レートＳ１のサブセットはＳ１＝Ｓ１１＋Ｓ１２＋Ｓ１
３＋．．．＋Ｓ１Ｍとして表すことができる。同様に、
他方の検出器１０Ｂの総シングルス・レートＳ２のサブ
セットはＳ２＝Ｓ２１＋Ｓ２２＋Ｓ２３＋．．．＋Ｓ２
Ｍとして表すことができる。したがって、総ランダムズ
Ｒは次式のように表すことができる。 Ｒ＝（Ｓ１１＋Ｓ１２＋．．．＋Ｓ１Ｍ）・（Ｓ２１＋
Ｓ２２＋．．．＋Ｓ２Ｍ）・２τ ＝（Ｓ１１・Ｓ２１＋Ｓ１１・Ｓ２２＋．．．＋Ｓ１Ｍ
・Ｓ２Ｍ）・２τ ＝Ｒ１＋Ｒ２＋．．．＋Ｒ（Ｍ・Ｍ）
ンダムズ画像を生成するプロセスについて説明する。一
般に、数式Ｒ＝Ｓ１・Ｓ２・２τによってランダムズＲ
を算出することができる。上式で、Ｓ１は一方の検出器
からの（実際の）シングルス・レートを表し、Ｓ２は他
方の検出器からの（実際の）シングルス・レートを表
し、２τはコインシデンスタ・イミング窓の所要時間を
表す。上記で指摘したように、各検出器１０は複数のタ
イミング・ゾーンに分割され、各タイミング・ゾーン
は、複数のＰＭＴおよび／またはその一部を含むことが
できる。各ゾーンには、シングルス・レート、すなわ
ち、検出器の全体的なレート（Ｓ１またはＳ２）のサブ
セットが関連付けされる。たとえば、図１０を参照する
とわかるように、一方の検出器１０Ａの総シングルス・
レートＳ１のサブセットはＳ１＝Ｓ１１＋Ｓ１２＋Ｓ１
３＋．．．＋Ｓ１Ｍとして表すことができる。同様に、
他方の検出器１０Ｂの総シングルス・レートＳ２のサブ
セットはＳ２＝Ｓ２１＋Ｓ２２＋Ｓ２３＋．．．＋Ｓ２
Ｍとして表すことができる。したがって、総ランダムズ
Ｒは次式のように表すことができる。 Ｒ＝（Ｓ１１＋Ｓ１２＋．．．＋Ｓ１Ｍ）・（Ｓ２１＋
Ｓ２２＋．．．＋Ｓ２Ｍ）・２τ ＝（Ｓ１１・Ｓ２１＋Ｓ１１・Ｓ２２＋．．．＋Ｓ１Ｍ
・Ｓ２Ｍ）・２τ ＝Ｒ１＋Ｒ２＋．．．＋Ｒ（Ｍ・Ｍ）
【００３３】上式で、Ｒk（ｋ＝１、２、．．．、（Ｍ
・Ｍ））は、一方の検出器のあるゾーンと他方の検出器
のあるゾーンとからなる１対のゾーンによって検出され
たランダムズである。したがって、上記の数式は、グロ
ーバル・ランダムズが、２つの検出器の各ゾーン対から
与えられるすべてのランダムズの和に過ぎないという概
念を表す。
・Ｍ））は、一方の検出器のあるゾーンと他方の検出器
のあるゾーンとからなる１対のゾーンによって検出され
たランダムズである。したがって、上記の数式は、グロ
ーバル・ランダムズが、２つの検出器の各ゾーン対から
与えられるすべてのランダムズの和に過ぎないという概
念を表す。
【００３４】上記の概念を適用することによって、ラン
ダムズ画像を得ることができ、この画像を使用して、コ
インシデンス画像からランダムズを減じることができ
る。図１０は、シングルス・レート・データがランダム
ズ・シノグラムにどのように再導入されるかを示す。上
記で指摘したように、各検出器はｎ個のゾーンに分割さ
れ、具体的には、検出器１０ＡはゾーンＳ１１、Ｓ１
２、．．．Ｓ１Ｍに分割され、検出器１０ＢはゾーンＳ
２１、Ｓ２２、．．．Ｓ２Ｍに分割される。各検出器に
よって検出されたレートはランダムズ・シノグラム６０
に再導入される。ｚ軸の周りの各検出器角度について
は、再導入されたデータは、ランダムズ・シノグラムに
ダイヤモンドとして現れる。最後のランダム・シノグラ
ムは、各軸方向位置についてのすべての個々のシノグラ
ムの和であり、ランダムズ画像を生成するために使用さ
れる。軸方向で単一スライス再導入技法を使用すること
ができる。次いで、コインシデンス画像からランダムズ
画像が減じられる。
ダムズ画像を得ることができ、この画像を使用して、コ
インシデンス画像からランダムズを減じることができ
る。図１０は、シングルス・レート・データがランダム
ズ・シノグラムにどのように再導入されるかを示す。上
記で指摘したように、各検出器はｎ個のゾーンに分割さ
れ、具体的には、検出器１０ＡはゾーンＳ１１、Ｓ１
２、．．．Ｓ１Ｍに分割され、検出器１０ＢはゾーンＳ
２１、Ｓ２２、．．．Ｓ２Ｍに分割される。各検出器に
よって検出されたレートはランダムズ・シノグラム６０
に再導入される。ｚ軸の周りの各検出器角度について
は、再導入されたデータは、ランダムズ・シノグラムに
ダイヤモンドとして現れる。最後のランダム・シノグラ
ムは、各軸方向位置についてのすべての個々のシノグラ
ムの和であり、ランダムズ画像を生成するために使用さ
れる。軸方向で単一スライス再導入技法を使用すること
ができる。次いで、コインシデンス画像からランダムズ
画像が減じられる。
【００３５】したがって、人工トリガ・パルスを使用し
てガンマ・カメラ・システムにおける偶然のコインシデ
ンスを補正する技法について説明した。特定の例示的な
実施形態を参照して本発明を説明したが、特許請求の範
囲に記載された本発明の広義の趣旨および範囲から逸脱
せずにこれらの実施形態に様々な修正および変更を加え
られることは明白であろう。したがって、本明細書およ
び図面は、制限的なものではなく例示的なものとみなす
べきである。
てガンマ・カメラ・システムにおける偶然のコインシデ
ンスを補正する技法について説明した。特定の例示的な
実施形態を参照して本発明を説明したが、特許請求の範
囲に記載された本発明の広義の趣旨および範囲から逸脱
せずにこれらの実施形態に様々な修正および変更を加え
られることは明白であろう。したがって、本明細書およ
び図面は、制限的なものではなく例示的なものとみなす
べきである。
【図１】２検出器ガンマ・カメラ・システムのブロック
図である。
図である。
【図２】図１のガンマ・カメラ・システムの処理システ
ムのブロック図である。
ムのブロック図である。
【図３】図１のガンマ・カメラ・システムのコインシデ
ンス検出回路（ＣＤＣ）を示す図である。
ンス検出回路（ＣＤＣ）を示す図である。
【図４】図１のガンマ・カメラ・システムの検出器の内
部構成要素を示す図である。
部構成要素を示す図である。
【図５】人工トリガ・パルスを生成するパルス発生器を
含む検出器のタイミング回路を示す図である。
含む検出器のタイミング回路を示す図である。
【図６】いくつかのゾーンに分割された検出器撮像表面
を示す図である。
を示す図である。
【図７】人工トリガ・パルス発生器を使用してシングル
ス・データを得ることによってランダムズ補正を実行す
るルーチンを示す流れ図である。
ス・データを得ることによってランダムズ補正を実行す
るルーチンを示す流れ図である。
【図８】人工トリガ・パルスに応答して登録されたシン
グルス事象を識別するルーチンを示す流れ図である。
グルス事象を識別するルーチンを示す流れ図である。
【図９】人工トリガ・パルスを使用してシングルス画像
を生成し、シングルス画像を使用してコインシデンス・
データを補正するルーチンを示す流れ図である。
を生成し、シングルス画像を使用してコインシデンス・
データを補正するルーチンを示す流れ図である。
【図１０】ガンマ・カメラ・システムの２つの検出器の
ゾーンと、対応するランダムズ・シノグラムを示す図で
ある。
ゾーンと、対応するランダムズ・シノグラムを示す図で
ある。
１０ シンチレータ・ベースの検出器 １２ 患者 １４ テーブル １８ 処理システム ２０ 中央演算処理装置（ＣＰＵ） ２１ ランダム・アクセス・メモリ（ＲＡＭ） ２２ 読取り専用メモリ（ＲＯＭ） ２３ 大容量記憶装置 ２４ 表示装置 ２５ キーボード ２６ ポインティング・デバイス ２７ 通信装置 ２８ バス・システム ２９ プリンタ ３６ コインシデンス検出回路（ＣＤＣ）
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 マイケル・ジェイ・ペテュリーロ アメリカ合衆国・95035・カリフォルニア 州・ミルピータース・アルダー ドライ ヴ・540 (72)発明者 トーマス・イー・シャーフ アメリカ合衆国・95128・カリフォルニア 州・サン ホゼ・ピーチテュリー レー ン・2132 (72)発明者 ダナルド・アール・ウェリニッツ アメリカ合衆国・95035・カリフォルニア 州・ミルピータース・アルダー ドライ ヴ・540
Claims (33)
- 【請求項１】 放射検出器を含む撮像システムにおける
偶然のコインシデンスを得る方法であって、 対象物に関連するコインシデンス・データを得るために
放射検出器を使用するステップと、 複数の人工トリガ信号を生成するステップと、 複数の人工トリガ信号を使用して、コインシデンス・デ
ータに関連する偶然のコインシデンスを得るステップと
を含む方法。 - 【請求項２】 複数の人工トリガ信号を生成するステッ
プが、実際のトリガ・パルスのストリームに複数の人工
トリガ・パルスを注入するステップを含み、放射誘発事
象に基づくパルスが実際のトリガ・パルスのみである請
求項１に記載の方法。 - 【請求項３】 複数の人工トリガ・パルスを生成するス
テップが、複数の人工トリガ・パルスを選択されたレー
トで生成するステップを含み、方法がさらに、検出器に
関連する現在のシングルス・レートに基づいて、選択さ
れたレートを調整するステップを含む請求項２に記載の
方法。 - 【請求項４】 複数の人工トリガ・パルスを生成するス
テップが、検出器に関連する現在のシングルス・レート
に基づいて複数の人工トリガ・パルス用のパルス幅を選
択するステップを含む請求項２に記載の方法。 - 【請求項５】 複数の人工トリガ・パルスを使用して偶
然のコインシデンスを得るステップが、 複数の人工トリガ・パルスを使用してシングルス画像を
得るステップと、 シングルス画像を使用して偶然のコインシデンスを求め
るステップとを含む請求項２に記載の方法。 - 【請求項６】 ガンマ・カメラ・システムを使用して、
偶然のコインシデンスについて補正された対象物の画像
を生成する方法であって、 対象物に関連するシンチレーション事象に応答して複数
の事象ベース・トリガ・パルスを生成するステップと、 複数の人工トリガ・パルスを生成するステップと、 事象ベースのトリガ・パルスに基づいて対象物のコイン
シデンス・データを得るステップと、 人工トリガ・パルスに基づいて偶然のコインシデンスを
表すランダムズ・データを得るステップと、 ランダムズ・データを使用して偶然のコインシデンス・
データを補正するステップと、 補正されたコインシデンス・データに基づいて対象物の
画像を生成するステップとを含む方法。 - 【請求項７】 複数の人工トリガ・パルスを生成するス
テップが、測定された現在のシングルス・レートに基づ
いて、選択されたレートで複数の人工トリガ・パルスを
生成するステップを含む請求項６に記載の方法。 - 【請求項８】 複数の人工トリガ・パルスを生成するス
テップが、現在の測定したシングルス・レートに基づい
て複数の人工トリガ・パルス用のパルス幅を選択するス
テップを含む請求項６に記載の方法。 - 【請求項９】 人工トリガ・パルスに基づいてランダム
ズ・データを得るステップが、 複数の人工トリガ・パルスを使用して、対象物に関連す
るシングルス画像を得るステップと、 シングルス画像を使用して偶然のコインシデンスを得る
ステップとを含む請求項６に記載の方法。 - 【請求項１０】 ガンマ・カメラ・システムが１対のガ
ンマ放射検出器を含み、複数の事象ベース・トリガ・パ
ルスを生成するステップが、各検出器についての複数の
事象ベース・トリガ・パルスを独立に生成するステップ
を含み、複数の人工トリガ・パルスを生成するステップ
が、各検出器についての複数の人工トリガ・パルスを独
立に生成するステップを含む請求項６に記載の方法。 - 【請求項１１】 さらに、 人工トリガ・パルスを事象ベースのトリガ・パルスと組
み合わせ、各検出器についての単一のパルス・ストリー
ムを生成するステップと、 各コインシデンス・トリガ・パルス対が、各検出器対の
単一のパルス・ストリームから得た１つのトリガ・パル
スを含む、複数のコインシデンス・トリガ・パルス対の
各対に応答して、コインシデンス・トリガを生成するス
テップとを含む請求項１０に記載の方法。 - 【請求項１２】 さらに、所定のエネルギー・レベル
と、人工トリガ信号に基づく各コインシデンス対を関連
付けるステップとを含む請求項１０に記載の方法。 - 【請求項１３】 各検出器が、撮像すべき対象物に関連
するシンチレーション事象を検出する１対の検出器を含
む医学撮像システムにおける偶然のコインシデンスを補
正する方法であって、 各検出器を使用して、その検出器によって検出された各
シンチレーション事象に応答してトリガ・パルスを生成
し、複数の事象ベース・トリガ・パルスを生成するステ
ップと、 各検出器を使用して、選択されたレートで複数の人工ト
リガ・パルスを生成するステップと、 人工トリガ・パルスと事象ベースのトリガ・パルスを組
み合わせ、各検出器についてのパルス・ストリームを生
成するステップと、 各コインシデンス・トリガ・パルス対が、各検出器のパ
ルス・ストリームから得た１つのトリガ・パルスを含
む、複数のコインシデンス・トリガ・パルス対それぞれ
に応答してコインシデンス・トリガを生成し、コインシ
デンス・トリガパルス対が、真のコインシデンス、事象
ベースの偶然のコインシデンス、および人工の偶然のコ
インシデンスを表し、人工の偶然のコインシデンスが、
１つの人工トリガ・パルスに関連するシングルス事象を
表すステップと、 各検出器に各コインシデンス・トリガに応答して事象を
登録させるステップと、 人工の偶然のコインシデンスに対応するコインシデンス
・トリガを識別するステップと、 人工の偶然のコインシデンスに対応する識別された各コ
インシデンス・トリガについて、識別された前記人工の
偶然のコインシデンスに関連する登録されたシングルス
事象に基づいて一方の検出器のシングルス画像を更新
し、各検出器についてのシングルス画像を生成するステ
ップと、 検出器のシングルス画像に基づいてランダムズ画像を生
成するステップと、 対象物のコインシデンス画像を形成するステップと、 ランダムズ画像を使用して、コインシデンス画像を偶然
のコインシデンスについて補正するステップとを含む方
法。 - 【請求項１４】 さらに、一方の検出器の現在のシング
ルス・レートに基づいて前記一方の検出器について人工
トリガ・パルスが生成されるレートを調整するステップ
を含む請求項１３に記載の方法。 - 【請求項１５】 さらに、一方の検出器の現在のシング
ルス・レートに基づいて人工トリガ・パルス用のパルス
幅を選択するステップとを含む請求項１３に記載の方
法。 - 【請求項１６】 前記識別が、 人工の偶然のコインシデンスに対応する各コインシデン
ス・トリガについて、所定のエネルギー・レベルと、前
記コインシデンス・トリガに対応するシングルス事象を
関連付けるステップと、 前記各シングルス事象に関連するエネルギー・レベルに
基づいて、人工のコインシデンスと、真のコインシデン
スまたは事象ベースの偶然のコインシデンスに関連する
シングルス事象とを区別するステップとを含む請求項１
３に記載の方法。 - 【請求項１７】 対象物に関連するシンチレーション事
象に応答して複数の事象ベース・トリガ信号を生成する
手段と、 複数の人工トリガ信号を生成する手段と、 事象ベースのトリガ信号に基づいて対象物のコインシデ
ンス・データを得る手段と、 人工トリガ信号に基づいて偶然のコインシデンスを表す
ランダムズ・データを得る手段と、 ランダムズ・データを使用してコインシデンス・データ
を補正する手段と、 補正されたコインシデンス・データに基づいて対象物の
画像を生成する手段とを含むガンマ・カメラ・システ
ム。 - 【請求項１８】 複数の人工トリガ・パルスを生成する
手段が、選択されたレートで複数の人工トリガ・パルス
を生成する手段を備え、ガンマ・カメラ・システムがさ
らに、現在の測定したシングルス・レートに基づいてレ
ートを選択する手段を備える請求項１７に記載のガンマ
・カメラ・システム。 - 【請求項１９】 複数の人工トリガ・パルスを生成する
手段が、選択されたパルス幅を有する複数の人工トリガ
・パルスを生成する手段を備え、ガンマ・カメラ・シス
テムがさらに、現在の測定したシングルス・レートに基
づいてパルス幅を選択する手段を備える請求項１７に記
載のガンマ・カメラ・システム。 - 【請求項２０】 人工トリガ・パルスに基づいてランダ
ムズ・データを得る手段が、 複数の人工トリガ・パルスを使用して、対象物に関連す
るシングルス画像を得る手段と、およびシングルス画像
を使用して偶然のコインシデンスを得る手段とを備える
請求項１７に記載のガンマ・カメラ・システム。 - 【請求項２１】 さらに、１対のガンマ放射検出器を備
え、複数の事象ベース・トリガ・パルスを生成する手段
が、各検出器についての複数の事象ベース・トリガ・パ
ルスを独立に生成する手段を備え、複数の人工トリガ・
パルスを生成する手段が、各検出器についての複数の人
工トリガ・パルスを独立に生成する手段を備える請求項
１７に記載のガンマ・カメラ・システム。 - 【請求項２２】 さらに、 人工トリガ・パルスを事象ベースのトリガ・パルスと組
み合わせ、各検出器についての単一のパルス・ストリー
ムを生成する手段と、 各コインシデンス・トリガ・パルス対が、各検出器対の
単一のパルス・ストリームから得た１つのトリガ・パル
スを含む、複数のコインシデンス・トリガ・パルス対の
各対に応答して、コインシデンス・トリガを生成する手
段とを備える請求項２１に記載のガンマ・カメラ・シス
テム。 - 【請求項２３】 さらに、所定のエネルギー・レベルと
前記各シングルス事象を関連付けることによって、人工
トリガ・パルスに応答して登録されたシングルス事象を
識別する手段を備える請求項２１に記載のガンマ・カメ
ラ・システム。 - 【請求項２４】 各シンチレーション検出器が、シンチ
レーション事象および複数の人工トリガ・パルスに応答
して複数の事象ベース・トリガ・パルスを生成するよう
に構成され、事象ベースのトリガ・パルスと人工トリガ
・パルスを組み合わせて結合トリガ信号を得るように構
成された、複数のシンチレーション検出器と、 各検出器から結合トリガ信号を受け取るように結合さ
れ、各検出器に、検出器の結合トリガ信号同士の間のコ
インシデンスに応答して事象を登録させるように構成さ
れたコインシデンス検出回路と、 検出器に結合され、人工トリガ・パルスに基づいて偶然
のコインシデンスを表すランダムズ・データを得て、対
象物のコインシデンス・データを得て、ランダムズ・デ
ータに基づいてコインシデンス・データを補正し、補正
されたコインシデンス・データに基づいて対象物の画像
を形成するように構成された処理システムとを備える核
医学撮像システム。 - 【請求項２５】 各検出器が、 複数の事象ベース・トリガ・パルスを生成するトリガ回
路と、 現在の測定したシングルス・レートに基づくプログラム
されたレートで複数の人工トリガ・パルスを生成するプ
ログラム可能なパルス発生器とを備える請求項２４に記
載の核医学撮像システム。 - 【請求項２６】 各検出器が、 複数の事象ベース・トリガ・パルスを生成するトリガ回
路と、 現在の測定したシングルス・レートに基づくプログラム
されたパルス幅を使用して複数の人工トリガ・パルスを
生成するプログラム可能なパルス発生器とを備える請求
項２４に記載の核医学撮像システム。 - 【請求項２７】 さらに、事象ベースのトリガ・パルス
と人工トリガ・パルスを組み合わせて結合トリガ信号を
得る論理回路を備える請求項２４に記載の核医学撮像シ
ステム。 - 【請求項２８】 さらに、検出器の結合トリガ信号同士
の間の各コインシデンスに応答してコインシデンス・ト
リガを生成するように構成されたコインシデンス検出回
路を備え、 各検出器がさらに、各コインシデンス・トリガに応答し
て事象を登録するように構成され、かつ所定のエネルギ
ー・レベルと、１つの人工トリガ信号から得た前記各事
象を関連付けるように構成される請求項２４に記載の核
医学撮像システム。 - 【請求項２９】 処理システムがさらに、人工トリガ・
パルスに基づいて検出されたコインシデンス・データを
使用して各検出器についてのシングルス画像を得て、さ
らに各検出器から得たシングルス画像を使用してランダ
ムズ・データを生成することによって、人工トリガ・パ
ルスに基づいてランダムズ・データを得るように構成さ
れる請求項２４に記載の核医学撮像システム。 - 【請求項３０】 ガンマ・カメラ・ベースの医学撮像シ
ステムであって、 各検出器が、 シンチレーション事象に応答して事象ベースのトリガ・
パルスを生成するように構成されたトリガ回路と、 人工トリガ・パルスを生成するように構成されたパルス
発生器とを含む１対のシンチレーション検出器と、 事象ベースのトリガ・パルスおよび人工トリガ・パルス
を含む結合パルス・ストリームを各検出器から受け取る
ように結合され、各検出器からの結合パルス・ストリー
ム同士のコインシデンスに応答してコインシデンス・ト
リガ信号を出力するコインシデンス検出回路とを備え、 各検出器が、 コインシデンス・トリガ信号を受け取ったことに応答し
て事象を登録し、かつ１つの人工トリガ・パルスに基づ
く登録された各事象にタグ付けし、複数のタグ付き事象
を生成するように構成され、ガンマ・カメラ・ベースの
医学撮像システムがさらに、 各検出器によって登録された事象を表すデータを受け取
るように結合され、 タグ付き事象をタグ付けされていない事象と区別し、 タグ付き事象を表すデータに基づいて各検出器について
のシングルス画像を生成し、 各検出器から得たシングルス画像に基づいてランダムズ
画像を生成し、 タグ付けされていない事象を表すデータに基づいてコイ
ンシデンス画像を生成し、 ランダムズ画像に基づいてコインシデンス画像を補正す
るように構成された処理システムを備えるガンマ・カメ
ラ・ベースの医学撮像システム。 - 【請求項３１】 各検出器がさらに、所定のエネルギー
・レベルと前記各事象を関連付けることによって、１つ
の人工トリガ・パルスに基づく登録された各事象にタグ
付けするように構成される請求項３０に記載のガンマ・
カメラ・ベースの医学撮像システム。 - 【請求項３２】 複数の放射検出器を含む撮像システム
における偶然のコインシデンスを得る方法であって、 放射検出器を使用して対象物に関連するコインシデンス
・データを得るのと同時に、複数の人工トリガ信号を生
成してシングルス・データを得ることにより、放射検出
器を使用して、対象物に関連するシングルス・データを
得るステップと、およびシングルス・データを使用し
て、コインシデンス・データに関連する偶然のコインシ
デンスを得るステップとを含む方法。 - 【請求項３３】 複数の人工トリガ信号を生成するステ
ップが、複数の人工トリガ・パルスと複数の事象ベース
・トリガ・パルスを組み合わせることを含む請求項３２
に記載の方法。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US09/178,036 US6198104B1 (en) | 1998-10-23 | 1998-10-23 | Randoms correction using artificial trigger pulses in a gamma camera system |
| US09/178036 | 1998-10-23 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2000206251A true JP2000206251A (ja) | 2000-07-28 |
Family
ID=22650912
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP11302665A Pending JP2000206251A (ja) | 1998-10-23 | 1999-10-25 | ガンマ・カメラ・システムにおける人工トリガ・パルスを使用するランダムズ補正 |
Country Status (3)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US6198104B1 (ja) |
| JP (1) | JP2000206251A (ja) |
| DE (1) | DE19951074A1 (ja) |
Families Citing this family (8)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6815687B1 (en) * | 1999-04-16 | 2004-11-09 | The Regents Of The University Of Michigan | Method and system for high-speed, 3D imaging of optically-invisible radiation |
| US6294788B1 (en) * | 1999-08-18 | 2001-09-25 | Marconi Medical Systems, Inc. | Randoms correction in positron imaging |
| AU4900801A (en) | 1999-10-22 | 2001-06-25 | Arch Development Corporation | Accurate image reconstruction for doi-pet systems |
| US6603125B1 (en) * | 2000-06-02 | 2003-08-05 | Koninklijke Philips Electronics, N.V. | Event localization and fall-off correction by distance-dependent weighting |
| GB0312776D0 (en) * | 2003-06-04 | 2003-07-09 | Imaging Res Solutions Ltd | Generating detector efficiency estimates for a pet scanner |
| US7132663B2 (en) * | 2004-11-04 | 2006-11-07 | General Electric Company | Methods and apparatus for real-time error correction |
| WO2007117801A2 (en) * | 2006-03-27 | 2007-10-18 | Koninklijke Philips Electronics, N.V. | Dirty isotope pet reconstruction |
| US9291725B2 (en) * | 2012-05-16 | 2016-03-22 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Random coincidence reduction in positron emission tomography using tangential time-of-flight mask |
Family Cites Families (20)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4071761A (en) | 1976-06-07 | 1978-01-31 | Beckman Instruments, Inc. | Method for determining random coincidence count rate in a scintillation counter utilizing the coincidence technique |
| US4181855A (en) | 1978-01-30 | 1980-01-01 | Beckman Instruments, Inc. | Method and apparatus for determining random coincidence count rate in a scintillation counter utilizing the coincidence technique |
| US4418282A (en) | 1981-06-29 | 1983-11-29 | Beckman Instruments, Inc. | Method and apparatus for determining random coincidence count rate in a scintillation counter utilizing the coincidence technique |
| JPS5896269A (ja) * | 1981-12-03 | 1983-06-08 | Agency Of Ind Science & Technol | ポジトロンｃｔ装置 |
| US6184530B1 (en) | 1991-05-23 | 2001-02-06 | Adac Laboratories | Adjustable dual-detector image data acquisition system |
| DE4134435C2 (de) * | 1991-10-18 | 1994-06-01 | Forschungszentrum Juelich Gmbh | Vorrichtung zur Ermittlung der Dichteverteilung von in menschliches Gewebe gebrachten Positronen |
| US5461232A (en) | 1993-01-08 | 1995-10-24 | Mccandless; Brian K. | Pulse transmission scintigraphic imaging |
| US5471061A (en) | 1994-03-21 | 1995-11-28 | Cti Pet Systems, Inc. | Method and apparatus for transmission measurements to form a 2-d or a 3-d image in tomography applications |
| US5296708A (en) | 1993-03-26 | 1994-03-22 | Cti, Inc. | Method and apparatus for transmission measurements to form a 3-D image in tomography applications |
| GB2292239B (en) * | 1994-07-30 | 1998-07-01 | British Nuclear Fuels Plc | Random pulse generation |
| US5493120A (en) | 1994-10-04 | 1996-02-20 | Adac Laboratories | Apparatus and method for dual signal integration per channel |
| EP1104890A3 (en) | 1994-10-04 | 2002-10-30 | Adac Laboratories | Gamma camera system |
| US5552606A (en) | 1995-05-11 | 1996-09-03 | Adac Laboratories, Inc. | Variable filters used with radiation source to reduce unobstructed detector area |
| US5608221A (en) | 1995-06-09 | 1997-03-04 | Adac Laboratories | Multi-head nuclear medicine camera for dual SPECT and PET imaging with monuniform attenuation correction |
| US5585637A (en) | 1995-06-09 | 1996-12-17 | Adac Laboratories | Multi-head nuclear medicine camera for dual SPECT and PET imaging |
| US5565684A (en) | 1995-06-30 | 1996-10-15 | The University Of Utah | Three-dimensional SPECT reconstruction of combined cone-beam and fan-beam data |
| US5990482A (en) * | 1997-05-30 | 1999-11-23 | Adac Laboratories | Method and apparatus for performing correction of transmission self-contamination in a medical imaging system |
| US5900636A (en) * | 1997-05-30 | 1999-05-04 | Adac Laboratories | Dual-mode gamma camera system utilizing single-photon transmission scanning for attenuation correction of PET data |
| US6008493A (en) * | 1997-05-30 | 1999-12-28 | Adac Laboratories | Method and apparatus for performing correction of emission contamination and deadtime loss in a medical imaging system |
| US5834779A (en) * | 1997-05-30 | 1998-11-10 | Adac Laboratories | Method and apparatus for performing correction for random coincidences in a medical imaging system |
-
1998
- 1998-10-23 US US09/178,036 patent/US6198104B1/en not_active Expired - Fee Related
-
1999
- 1999-10-22 DE DE19951074A patent/DE19951074A1/de not_active Withdrawn
- 1999-10-25 JP JP11302665A patent/JP2000206251A/ja active Pending
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| DE19951074A1 (de) | 2000-04-27 |
| US6198104B1 (en) | 2001-03-06 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US6160259A (en) | Channel-specific control of pulse integration in a gamma camera system in response to pulse pile-up | |
| Borghi et al. | A 32 mm× 32 mm× 22 mm monolithic LYSO: Ce detector with dual-sided digital photon counter readout for ultrahigh-performance TOF-PET and TOF-PET/MRI | |
| US11156732B2 (en) | System and method for image reconstruction in positron emission tomography | |
| US7381959B2 (en) | Technique for reconstructing PET scan images | |
| US6403960B1 (en) | Correction for spatial variations of deadtime of a monolithic scintillator based detector in a medical imaging system | |
| CN108615250B (zh) | 图像重建方法、装置、系统和计算机可读存储介质 | |
| US6291825B1 (en) | Method and apparatus for performing pulse pile-up corrections in a gamma camera system | |
| EP2984631B1 (en) | Method for modeling and accounting for cascade gammas in images | |
| US9474501B2 (en) | Hybrid method based on simulation and experimental data to normalize pet data | |
| WO1998054598A1 (en) | Correction of emission contamination and deadtime loss | |
| CN109816740B (zh) | 一种闪烁脉冲事件的符合处理方法 | |
| Raczyński et al. | 3D TOF-PET image reconstruction using total variation regularization | |
| US9241678B2 (en) | Random estimation in positron emission tomography with tangential time-of-flight mask | |
| JP2000206251A (ja) | ガンマ・カメラ・システムにおける人工トリガ・パルスを使用するランダムズ補正 | |
| CN106388845A (zh) | 一种正电子发射切伦科夫-伽玛双辐射的成像方法与装置 | |
| Garcia et al. | New trends in camera and software technology in nuclear cardiology | |
| Bataille et al. | Monte Carlo simulation for the ECAT HRRT using GATE | |
| WO1998054595A1 (en) | Method and apparatus for performing correction of transmission self-contamination in a medical imaging system | |
| CN107961028B (zh) | 一种归一化校正因子获取、确定方法及医学成像方法 | |
| US6327546B1 (en) | Method and apparatus for independently calibrating event detectors | |
| Lerche et al. | Maximum likelihood positioning and energy correction for scintillation detectors | |
| CN115251962A (zh) | 来自列表模式数据的均值随机估计 | |
| Cañizares et al. | Simulation Study of Clinical PET Scanners With Different Geometries, Including TOF and DOI Capabilities | |
| US20240193828A1 (en) | Systems and methods of list-mode image reconstruction in positron emission tomography (pet) systems | |
| US20230206516A1 (en) | Scatter estimation for pet from image-based convolutional neural network |