JP2002512375A - 核医療造影システムでランダム・コインシデンスを補正する方法および装置 - Google Patents

核医療造影システムでランダム・コインシデンスを補正する方法および装置

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Abstract

(57)【要約】 造影される対象物の分布ならびに測定されたシングルズ・レートおよびコインシデンス・レートに基づく、γ線カメラ造影システムのランダム・コインシデンスを補正する方法および装置を提供する。対象物から放射されたγ線放射は、対象物プロファイルを生成するために、複数のコインシデンス事象の検出を含めて複数の投影角で検出される（３０３）。シングルズ・レートおよびコインシデンス・レートも、投影角のそれぞれについて測定される。その後、対象物プロファイルおよび正規分布関数の畳み込みとしてランダムズ・プロファイルの計算することを含めて、検出されたコインシデンス事象のランダム・コインシデンスを表すランダムズ分布を決定する。ランダムズ分布の決定には、さらに、測定されたシングルズ・レートおよび測定されたコインシデンス・レートに基づく投影角のそれぞれのランダムズ・フラクションの計算と、その後の、投影角のそれぞれのランダムズ・プロファイルおよびランダムズ・フラクションに基づくランダムズ分布の計算が含まれる。コインシデンス投影データは、放射画像を生成する前に、ランダムズに基づいて補正される（３０５）。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】 （発明の分野） 本発明は、医療造影の分野に関する。具体的には、本発明は、γ線カメラ造影
システムでのランダム・コインシデンスの補正に関する。
【０００２】 （発明の背景） 核医学では、患者の体内に注入された放射性薬品が発する放射をγ線カメラを
使用して検出することによって、身体の内部構造または機能の画像を獲得してい
る。コンピュータ・システムが、γ線カメラを制御して、データを獲得し、その
後、獲得されたデータを処理して画像を生成する。核医学造影技法には、シング
ルフォトン放出コンピュータ断層撮影法（ＳＰＥＣＴ）およびポジトロン放出断
層撮影法（ＰＥＴ）が含まれる。ＳＰＥＣＴ造影は、身体から発する個々のγ線
の検出に基づき、ＰＥＴ造影は、電子−陽電子（ポジトロン）消滅に起因する、
同時に反対方向に放出されるγ線対の検出に基づく。したがって、ＰＥＴ造影を
、コインシデンス（同時）造影と称する場合がある。
【０００３】 コインシデンス造影の画像品質に影響する要因の１つが、ランダム・コインシ
デンスの検出（散乱同時計数）である。ＰＥＴ造影システムでは、コインシデン
ス事象は、通常は、１８０°離れた２つの別々の検出器によって観察される、比
較的狭いタイム・ウィンドウ内で発生する２つの事象として識別される。しかし
、そのタイム・ウィンドウ内で検出される事象対の一定割合は、真のコインシデ
ンス事象の結果（たとえば単一の電子−ポジトロン消滅に基づく）ではなく、別
々の関係しない消滅事象に基づいている。このようにして検出された事象対を、
ランダム・コインシデンスまたは単に「ランダムズ」と称する。ランダムズを真
のコインシデンスとして誤解することは、造影プロセスの不正確さの原因となり
、したがって、画像品質を低下させることになる。
【０００４】 ランダムズ補正を実行する既知の技法の１つが直接測定手法である。具体的に
言うと、主コインシデンス・タイミング回路と並列に副タイミング回路を設け、
ある検出器からの信号に時間遅延を加える。この遅延は、真のコインシデンス事
象が副タイミング回路に記録されないような十分な大きさにされる。その結果、
副タイミング回路で検出される事象は、ランダム・コインシデンスのみに起因す
るものになる。このような事象は、その後、すべての検出されたコインシデンス
の組から取り除かれる。しかし、この技法に伴う問題の１つが、この技法が追加
ハードウェアを設けることによって実施される傾向があり、この追加ハードウェ
アが、γ線カメラ・システムの複雑さ、コスト、およびサイズを増やすことであ
る。さらに、ランダム・データは、ノイズが多くなる傾向を有する。というのは
、コインシデンスの総数は、一般に、総計数率のごくわずかな割合であるからで
ある。もう１つの手法は、数学的モデルを使用してランダムズを推定することで
ある。しかし、これまでに作成された数学的モデルは、患者のサイズおよび形状
の変動に起因するランダムズの空間的変動を考慮していない。したがって、従来
技術の上記および他の短所を克服する、γ線カメラ・システムでランダムズを補
正する技法が必要である。
【０００５】 （発明の概要） 本発明には、造影システムでランダム・コインシデンスを補正する方法および
装置が含まれる。対象物の画像を生成するためのデータは、コインシデンス事象
の検出を含めて、対象物からの放射を検出することによって獲得される。検出さ
れた放射に関連するシングルズ・レートおよびコインシデンス・レートを測定し
、シングルズ・レートとコインシデンス・レートの両方に基づいて、ランダム・
コインシデンス・データを生成する。その後、画像を生成するためのデータが、
ランダム・コインシデンス・データに基づいて補正される。
【０００６】 本発明のもう１つの態様では、検出されたコインシデンス事象に基づいて対象
物の分布が決定され、対象物の分布に基づいてランダム・コインシデンス・デー
タが生成される。本発明のもう１つの態様では、対象物の分布ならびに測定され
たシングルズ・レートおよびコインシデンス・レートに基づいて、ランダム・コ
インシデンス・データが生成される。本発明の他の特徴は、添付図面および以下
の詳細な説明から明らかになる。
【０００７】 本発明を、制限ではなく例として添付図面の図に示す。添付図面では、同様の
符号が同様の要素を示す。
【０００８】 （詳細な説明） γ線カメラ造影システムでランダム・コインシデンスを補正する方法および装
置を説明する。以下の説明では、説明のために、本発明を完全に理解してもらう
ために多数の具体的な詳細を示す。しかし、本発明を、これらの具体的な詳細な
しで実践できることは、当業者には明白であろう。他の場合には、本発明の説明
を容易にするために、周知の構造および装置はブロック図または他の記号形式で
示す。
【０００９】 Ｉ．概要 いくつかの実施形態では、本発明は、ＰＥＴ造影とＳＰＥＣＴ造影の両方が可
能な二重検出器γ線カメラ・システムで実施することができる。そのようなシス
テムは、米国カリフォルニア州ミルピータス（Ｍｉｌｐｉｔａｓ）のＡＤＡＣ
Ｌａｂｏｒａｔｏｒｉｅｓ社から入手可能である。図１に、そのようなシステム
の１つのブロック図を示す。図示のシステムは、二重検出器システムであるが、
本発明は、二重検出器システムでの実施に制限されず、ＰＥＴ造影とＳＰＥＣＴ
造影の両方の実行が可能なシステムに制限されないことに留意されたい。図１の
γ線カメラ・システムには、２つのシンチレーション検出器１０に結合された処
理システム１８が含まれる。検出器１０は、ガントリ１１に取り付けられ、ガン
トリ１１は、ＸＹ平面に垂直（Ｚ軸に平行）な回転軸に対して、検出器１０を個
別にまたは同時に回転することができる。検出器１０は、図１では、コインシデ
ンス造影に使用することができるものなどのように、回転軸のまわりに互いに相
対的に１８０°の向きに構成された状態で図示されている。患者１２は、検出器
１０の間に配置されたテーブル１４に横たわる。検出器１０のそれぞれには、シ
ンチレーション結晶、光学的にこの結晶に結合された光電子増倍管（ＰＭＴ）の
アレイ、およびＰＭＴの出力を受け取り、処理し、処理された出力を処理システ
ム１８に供給するように結合された適当な処理回路が含まれる。
【００１０】 γ線カメラ・システムには、２つのトランスミッション放射点源１６も含まれ
、このトランスミッション放射点源１６は、検出器１０の視野（ＦＯＶ）のわず
かに外に配置される。この点源は、一般に、患者１２の減衰マップを獲得する目
的のトランスミッション走査に使用される。点源１６のそれぞれは、対向する検
出器１０と同時に回転軸のまわりを回転するように取り付けられている。一実施
形態では、点源１６のそれぞれが、セシウム（Ｃｓ−１３７）６６２ｋｅＶ源で
ある。各源１６は、扇型ビーム・プロファイルで対向する検出器に放射線を送出
するように構成される。トランスミッション源１６は、下でさらに説明するよう
に、コインシデンス・データまたはＳＰＥＣＴ放射データのいずれかの補正のた
めのトランスミッション造影に使用することができる。
【００１１】 処理システム１８は、検出器１０によって獲得されたデータの受取り、獲得さ
れたデータに基づく画像の再構成、検出器１０を適当に位置決めするためのガン
トリ１１の制御、およびユーザ・コマンドに基づく検出器１０の造影モード（Ｐ
ＥＴまたはＳＰＥＣＴ）の制御を含む、γ線カメラ・システムの総合的な動作を
制御する。しかし、代替実施形態では、上述の機能またはその態様のいくつかを
、検出器１０内、ガントリ１１内、または別々のモジュール内に実装することが
できることに留意されたい。
【００１２】 処理システム１８は、パーソナル・コンピュータ（ＰＣ）、サーバおよびワー
クステーション、シングルボード・コンピュータなど、通常のコンピュータ・シ
ステムとするか、これを含むものとすることができる。図２に、そのような実施
形態の１つによる、処理システム１８のブロック図を示す。しかし、処理システ
ム１８の具体的なアーキテクチャは、本発明の実践において重要ではないことに
留意されたい。図示の実施形態では、処理システム１８に、中央処理装置（ＣＰ
Ｕ）２０、ランダム・アクセス・メモリ（ＲＡＭ）２１、読取専用メモリ（ＲＯ
Ｍ）２２、および大容量記憶装置２３が含まれ、これらのそれぞれが、バス・シ
ステム２８に結合される。バス・システム２８は、適当なブリッジ、コントロー
ラ、および／またはアダプタによって一緒に結合される複数の物理バスを表して
いる。バス・システム２８には、陰極線管（ＣＲＴ）、液晶ディスプレイ（ＬＣ
Ｄ）、または類似物とすることのできる表示装置（コントローラを含む）２４、
キーボード２５、マウス、トラックボール、タッチパッド、または類似物などの
ポインティング装置２６、データ通信装置２７、およびプリンタ２９も結合され
る。データ通信装置２７は、処理システム１８が検出器１０および／または他の
コンピュータ・システムもしくはコンポーネントと通信するのに使用することが
でき、たとえば、ネットワーク・アダプタ、モデム、または他の適当なデータ通
信装置とすることができる。表示装置２４およびプリンタ２９は、それぞれ、処
理システム１８によって再構成された断層画像の表示および印刷に使用すること
ができる。
【００１３】 ここで、本発明の態様の一部またはすべてを、ソフトウェアで実施できること
に留意されたい。すなわち、本発明を、少なくとも部分的に、処理システム１８
などのコンピュータ・システム内で、メモリに格納された命令のＣＰＵ実行シー
ケンスに応答して実行することができる。この命令は、ＲＡＭ、ＲＯＭ、大容量
記憶装置、またはこれらの組合せから実行することができる。いくつかの実施形
態では、ソフトウェア命令の代わりにまたはこれと組み合わせて、ハードウェア
回路を使用して、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に制限されず、そのようなソフトウ
ェアの特定の供給源に制限されない。
【００１４】 ここで、患者の造影に関連する総合的なプロセスを簡単に検討することが有用
である。したがって、図３に、コインシデンス放射データの獲得とそのデータか
らの画像の生成に関する全体的なルーチンを示す。図３のルーチンは、コインシ
デンス造影に関するが、本発明の諸態様は、当業者に明白であるように、ＳＰＥ
ＣＴ造影および関連トランスミッション走査にも適用可能であることに留意され
たい。また、本発明の範囲から逸脱しない、図３のルーチンに対する多数の変形
形態が可能であることに留意されたい。
【００１５】 図３を参照すると、３０１で、ブランク（参照）トランスミッション走査を実
行して、角度位置のそれぞれの参照強度レベルＩ0を決定する。「ブランク」ト
ランスミッション走査とは、患者またはテーブルが存在しない状態で実行される
トランスミッション走査であり、臨床前の試験設定で実行することができる。一
般に、１つのブランク走査からのデータを、複数の患者の造影分析に使用するこ
とができる。しかし、システム・パラメータのドリフトを考慮に入れるために、
新しいブランク・トランスミッション走査を周期的に（たとえば２〜３ヵ月ごと
に）実行することが望ましいであろう。３０２で、臨床設定で、処理システム１
８内の初期分析パラメータをセット・アップする。これらのパラメータには、た
とえば、造影モード（すなわち、ＰＥＴまたはＳＰＥＣＴ、放射走査またはトラ
ンスミッション走査など）、検出器の初期構成、回転軸まわりの角度位置の総数
、各位置での総獲得時間などを含めることができる。次に、検出器を、回転軸の
まわりに互いに相対的に１８０°の向きに構成する。次に、ステップ３０３で、
角度位置のそれぞれで患者の放射走査およびトランスミッション走査を実行する
。放射走査とトランスミッション走査は、同時または順次のいずれかで実行する
ことができることに留意されたい。３０４で、処理システム１８が、トランスミ
ッション・データから減衰マップを生成し、この減衰マップが、デッドタイムに
関して補正される。３０５で、処理システム１８が、ランダムズに関してコイン
シデンス放射データを補正し、３０６で、処理システムが、デッドタイム補正さ
れた減衰マップを使用して不均一減衰に対して放射データを補正することによっ
て、ランダムズ補正された放射データを再構成して、断層画像の組を生成する。
【００１６】 ＩＩ．デッドタイム補正 本発明のデッドタイム補正技法は、シングルズ計数率の知識を必要とせず、特
定の検出器特性に関する先見的知識を必要としない。減衰材料内の深さｄ￣（注
：上バーは、本翻訳文においてその直ぐ前の文字に付くものである）で測定され
た放射強度レベルＩは、式（１）に示されているように表すことができることが
周知である。
【数１】 ここで、μは、減衰材料の減衰係数であり、Ｉ0は、減衰材料での放射の測定さ
れた入射強度である。式（１）から、次式が得られる。
【数２】 しかし、式（２）は、デッドタイム損失をこうむるシステムでは完全に正確では
ない。したがって、デッドタイム損失を有するシステムの場合、式（２）を式（
３）として書き直すことができる。ここで、Ｄ0は、デッドタイム損失について
ブランク走査を補正するのに適当な補正係数であり、Ｄは、デッドタイム損失に
ついて、患者が存在するトランスミッション走査を補正するのに適当な補正係数
である。
【数３】 ＩおよびＩ0は測定値であるから、患者の減衰マップは、比Ｄ0／Ｄを決定する
ことによって、デッドタイム損失について補正することができる。
【００１７】 ここで、図１のγ線カメラ・システムを詳細に考慮することが有用である。図
４に、検出器１０の１つとそれに対応する点源１６の１つを示す。患者１２は検
出器１０と点源１６の間に配置されている。一実施形態では、点源１６が、扇型
ビーム３８で６６２ｋｅＶのγ放射線を送るように構成されたＣｓ−１３７源で
あって、検出器１０の結像面３０での扇型ビーム３８の放射軸（ｘ）方向の放射
幅が、検出器１０の放射軸方向ＦＯＶと本質的に一致するようになっている。扇
型ビーム３８の幅は、軸（ｚ）方向では相対的に狭くされている。上で述べたも
のなどのいくつかの従来技術システムとは異なり、点源１６は、対応する検出器
１０のＦＯＶにわたって物理的に移動するのではなく、ＦＯＶの外に位置決めさ
れたままになっている。扇型ビーム３８は、源１６をＦＯＶの外で横に移動する
か、源１６でコリメーション（図示せず）を選択的に変更することによって、検
出器１０の結像面３０にわたって軸方向に走査することができる。
【００１８】 図４の構成では、結像面３０の部分３３が、患者１２の放射の「影」の中に含
まれるが、結像面３０のもう１つの部分３１は、放射の影に含まれず、したがっ
て、源１６からの全強度の放射を受ける。これは、検出器１０の各角度位置につ
いて成り立つ。本発明のデッドタイム補正技法は、領域３１で測定される強度レ
ベルＩと、参照走査中に測定された強度レベルＩ0が、両方の強度レベルがデッ
ドタイム損失について補正された後に同一にならなければならないという仮定に
基づく。したがって、この仮定は、これから説明するように、比Ｄ0／Ｄの決定
に使用することができる。
【００１９】 本発明によれば、サンプル区域が、源１６に最も近い放射軸方向ＦＯＶの縁で
の各検出器１０の結像面３０の部分３２として定義される。サンプル区域３２は
、結像面３０のうちで、造影セッション中に患者の放射の影になる可能性が最も
低いか、結像面３０の他の領域よりも影になる可能性が実質的に低い領域として
選択される。したがって、ブランク走査中にサンプル区域３２で測定される、所
与の角度でのデッドタイム補正されたトランスミッション強度を、Ｉ0,SA・Ｄ0, SA と表すものとする。同様に、患者が存在する時にサンプル区域３２で測定され
る、その角度でのデッドタイム補正されたトランスミッション強度を、ＩSA・Ｄ SA と表すものとする。したがって、上の仮定は、式（４）によって表すことがで
きる。 ＩSA・ＤSA＝Ｉ0,SA・Ｄ0,SA （４）
【００２０】 式（４）から、次式が得られる。
【数４】
【００２１】 式（５）を使用して、式（３）の量Ｄ0／ＤをＩSA／Ｉ0,SAに置換することが
できる。したがって、本発明は、患者走査中のサンプル区域３２での強度レベル
ＩSAと参照走査中のサンプル区域３２で測定された強度レベルＩ0,SAの比を、患
者のトランスミッション・マップを補正するためのデッドタイム補正係数として
使用することができる。この比を、１つの角度位置について決定し、その後、ト
ランスミッション・マップ全体に均一に適用することができる。その代わりに、
角度位置のそれぞれについて別々の比を決定し、トランスミッション・マップに
個別に適用することもできる。後者の手法は、より正確であると思われる。
【００２２】 上で説明した技法は、一般に、デッドタイム損失が検出器の結像面にわたって
均一であるという仮定に基づくことに留意されたい。しかし、この仮定が成立し
ない場合があるので、本発明には、これから説明するように、検出器の結像面で
のデッドタイム損失の局所変動を補正する技法も含まれる。
【００２３】 図５Ａないし５Ｃを参照すると、結像面に垂直の方向から見た検出器１０が示
されている。図からわかるように、サンプル区域３２は、検出器１０の放射軸方
向ＦＯＶ４０の縁に沿って定義することができる。図５Ａの実施形態では、サン
プル区域３２は、検出器１０の軸方向視野全体に沿って定義される。注記したよ
うに、サンプル区域３２は、患者の放射の影４２がサンプル区域３２を覆わない
（またはほとんど覆わない）ように定義される。極端に大きい患者を走査する時
など、いくつかの場合に、放射の影が、実際にいくつかの角度位置でサンプル区
域３２におちる場合がある。したがって、図５Ｂに示された代替手法は、検出器
１０の放射軸方向ＦＯＶの縁で互いに軸方向に隣接する２つ（以上）の別々のサ
ンプル区域３２ａおよび３２ｂを定義することである。したがって、患者の放射
の影が、所与の角度位置でサンプル区域の１つにおちる場合であっても、患者の
体の輪郭は不規則なので、その影が、もう一方のサンプル区域に同時におちない
可能性が高い。したがって、各角度について、そのようなサンプル区域３２ａお
よび３２ｂのそれぞれで測定された強度のうちの大きい方を、デッドタイム補正
係数を計算するための強度レベルＩSAとして採用する。本発明の範囲内で、１つ
または複数のサンプル区域を定義するための多数の他の手法が可能である。たと
えば、図５Ｃに、２つのサンプル区域３２ｃおよび３２ｄが重なり合うように定
義されたもう１つの実施形態を示す。
【００２４】 図６に、上で説明した技法による、患者の減衰マップを補正するルーチンを示
す。具体的に言うと、図６のルーチンは、図３のルーチンの部分３０４を詳細に
示すものである。以下のルーチンは、検出器ごとに独立に実行されることに留意
されたい。まず、６０１で、所与の角度θに対して、サンプル区域内の平均比Ｉ SA ／Ｉ0,SAを決定する。上で注記したように、この比の単一の計算をすべての角
度に使用することができる。しかし、図６のルーチンでは、角度ごとに別々の計
算を行う。次に、６０２で、各（ｘ，ｙ）位置について、式（３）および（５）
に従って、適当な減衰係数∫μｄ￣を決定する。６０３で、検討しなければなら
ない追加の角度がある場合には、６０４で次の角度を選択し、このルーチンを６
０１から繰り返す。そうでない場合には、このルーチンは終了する。したがって
、上で説明したように生成される減衰マップは、デッドタイムについて適切に補
正される。
【００２５】 上で注記したように、前述の技法では、デッドタイムが検出器の結像面にわた
って均一であることが仮定される。しかし、この仮定は正しくない場合がある。
検出器のデッドタイムが、検出器の結像面に沿って変化する場合には、検出器の
放射軸方向ＦＯＶの外側の縁でのサンプリングが、対象物の中央をサンプリング
する、放射軸方向ＦＯＶの反対側でのデッドタイムを表さない可能性がある。対
象物の中央を表す投影データの小さいデータ誤差が、再構成される画像内のかな
りのアーチファクトを引き起こす可能性がある。
【００２６】 図４をもう一度参照すると、検出器１０の回転軸３６が示されている。回転軸
３６は、中央領域３４に含まれる。中央領域３４は、全体のすべての角度位置に
対して扇型ビーム３８の内側の縁（すなわち、図４の向きで右側の縁）によって
定義される。中央領域３４は、検出器１０の放射軸方向ＦＯＶの内側の縁によっ
てサンプリングされることに留意されたい（いくつかのシステムでは、必要であ
れば、中央領域３４を、放射軸方向ＦＯＶを広げるためにテーブル１４を適切に
移動させて検出器１０の回転を補足することによってカバーできる）。しかし、
図示のシステムは、検出器１０が患者の回りで回転する二重検出器システムであ
るから、中央領域３４は、検出器の３６０°の回転の後に、各検出器によって２
回カバーすることができる。
【００２７】 中央領域３４は、各検出器によって２回カバーすることができるので、検出器
によって最初にカバーされた時に獲得されるデータは、検出器の結像面にわたる
デッドタイムの変動がないならば、その検出器によって２回目にカバーされる時
に獲得されるデータと同一にならなければならない。サンプルの投影を示す図７
を参照すると、中央領域３４の２回のサンプリングの間の不一致は、投影の中心
５１での不連続５０として現れる可能性がある。やはり、そのような不連続は、
再構成される画像内のかなりのアーチファクトを引き起こす可能性がある。本発
明によれば、そのような不連続は、全般的に、不連続を表すサイノグラム空間の
値の平均をとり、平均値に基づいてこれらの値を再計算することによって補正さ
れる。したがって、不連続は、そのような技法によって平滑化され、再構成され
る画像のアーチファクトが除去されるか、深刻さが少なくなる。この手順は、す
べての投影およびすべての放射軸方向スライスに対して実行される。その結果、
この手順によって、検出器の結像面に沿ったデッドタイムの局所変動の一部が補
正される。
【００２８】 図８は、対象物のサイノグラム５６のフォーマットを示す図である。上で説明
した二重回転式検出器システムでは、各検出器が、トランスミッション走査中に
複数の斜線５８のそれぞれに沿ったデータを獲得する。サイノグラム５６の左側
の斜線５８のそれぞれは、検出器が特定の角度位置にある間に検出器によって獲
得されたデータを表し、サイノグラム５６の右側の対応する斜線５８は、１８０
°反対の角度位置に位置決めされた時に同一の検出器によって獲得されたデータ
を表す。サイノグラム５６の中心線６０は、検出器１０の回転軸３６（図４）に
対応する。同様に、サイノグラム５６の中央ストリップ６３は、中央領域３４に
対応する。データの斜線５８は、中心線６０を越えて延びるが、これは、トラン
スミッション扇型ビーム３８の内側の縁が、回転軸３６を越えて延びるからであ
る。
【００２９】 本発明の一実施形態によれば、上で説明した不連続性補正技法が、すべての投
影データに適用される。図９に、この技法を実施するルーチンを示す。９０１で
、所与の投影θについて、処理システム１８が、左側の角度として定義された検
出器回転から生じた（すなわちサイノグラムの左側）サイノグラム５６の中央ス
トリップ６３内のデータ値の平均を計算する。この平均値を左平均ＡＶＧL と呼
ぶ。やはり９０１で、右側の角度として定義された検出器回転から生じたサイノ
グラム５６の中央ストリップ６３内のデータ値の平均を計算する。この平均値を
右平均ＡＶＧRと呼ぶ。１つの放射軸方向スライスが、統計的に有意になるのに
十分な中央ストリップ・データをもたらさない場合には、この平均を計算するた
めに、複数の放射軸方向スライスを一緒に平均することができることに留意され
たい。
【００３０】 対応する左データ値と右データ値は、同一対象物の密度を表すので、そのよう
なデータ値は、同一でなければならない。これに関して、「対応する」左データ
値と右データ値は、中心線６０の両側で水平に位置合せされたデータ値であり、
中心線６０から等距離である。たとえば、図８の点６５は、左データ値を表し、
点６６は、対応する右データ値を表す。しかし、局所デッドタイム変動に起因し
て、対応する左データ値と右データ値が同一でない場合がある。その結果が、図
７に示されたような投影のグリッチになる可能性がある。その結果、投影を正し
く位置合せするために、本発明に従って２つの補正係数を適用する。
【００３１】 具体的に言うと、平均ＡＶＧLおよびＡＶＧRを計算した後に、９０２で、その
平均値に基づいて左補正係数ＦLおよび右補正係数ＦRを計算する。補正係数ＦL
およびＦRは、所与の投影θについて、それぞれすべての対応する左データ値お
よび右データ値を平均値に向うように計算される。たとえば、左補正係数ＦLは
、ＦL＝（ＡＶＧR＋ＡＶＧL）／（２・ＡＶＧL）として計算することができ、右
補正係数ＦRは、ＦR＝（ＡＶＧR＋ＡＶＧL）／（２・ＡＶＧR）として計算する
ことができる。
【００３２】 次に、９０３で、所与の投影θの左データ値ＬＥＦＴに、左補正係数ＦLを乗
じ、投影θの右データ値ＲＩＧＨＴに、右補正係数ＦRを乗ずる。９０４および
９０７によって、所与の投影θのすべてのデータ値（すなわち、サイノグラムの
所与の水平線に沿ったすべてのデータ値）について、その投影θのすべてのデー
タ値に同一の左補正係数および右補正係数を使用して、９０３の計算を繰り返す
。投影θのデータ値のすべての対が調節された時に、９０５および９０８によっ
て、すべての放射軸方向スライスについて、スライスごとの新しい左右の平均値
ＡＶＧLおよびＡＶＧRと新しい補正係数ＦLおよびＦRの計算を含めて、９０１な
いし９０４を繰り返す。前述のステップを、サイノグラムで表されるすべての他
の投影θについて繰り返す（９０６および９０９）。したがって、投影データは
、同一の点を表す２つのデータ値が、１８０°離れた２つの角度のいずれかから
カバーされた時に、同一でなければならないという提案に基づいて効果的にスケ
ーリングされる。したがって、この技法によって、検出器の結像面に沿ったデッ
ドタイムの局所変動が補正される。
【００３３】 ＩＩＩ．ランダムズ補正 本発明には、ランダムズに対してコインシデンス放射データを補正する技法も
含まれる。従来技術のランダムズ補正技法に伴う問題の１つが、患者のサイズお
よび形状の変動を考慮に入れられないことである。したがって、本発明の技法は
、実際の患者の分布を使用して、ランダムズ補正を実行する。さらに、本発明の
基本的な前提は、対象物内に分布する放射源、ＦＯＶの外部からの放射源、使用
されるエネルギ・ウィンドウ、およびカメラの幾何学的形状に起因して、シング
ルズ・レートが一定のままである場合でも、ランダムズ・フラクションＲfが変
化する可能性があるということである。したがって、ランダムズ補正も、シング
ルズ・レートおよびコインシデンス・レートの両方の関数として実行される。よ
り具体的に言うと、コインシデンス・レートとシングルズ・レートの両方が、ラ
ンダムズ・フラクションＲfの決定に使用される。
【００３４】 下でさらに説明するように、患者投影データＰ（ｘ，ｙ，θ）は、計算された
ランダムズ分布Ｒ（ｘ，ｙ，θ）に基づいて補正される。ランダムズ分布Ｒ（ｘ
，ｙ，θ）は、測定されたランダムズ・プロファイルＲ0（ｘ，ｙ，θ）および
ランダムズ・フラクションＲf（Ｓ，Ｃ）の関数として計算される。ランダムズ
・フラクションＲf（Ｓ，Ｃ）は、各角度θのシングルズ・レートＳおよびコイ
ンシデンス・レートＣの両方の関数として計算される。ランダムズ・プロファイ
ルＲ0（ｘ，ｙ，θ）は、患者プロファイルＰ（ｘ，ｙ，θ）と広い（高いσ）
正規分布の畳み込みとして計算される。したがって、この手法は、コインシデン
ス・レートまたは対象物分布を考慮に入れない従来技術のランダムズ補正技法と
は異なる。
【００３５】 図１０を参照すると、本発明によるランダムズ補正を実行する全体的なルーチ
ンが示されている。１００１で、γ線カメラ・システムが、すべての角度θにつ
いて、生のコインシデンス（放射）投影データＰ（ｘ，ｙ，θ）を取得する。任
意選択として、１００２で、γ線カメラ・システムが、複数の放射軸方向スライ
スの軸方向の平均Ｐ￣（ｘ，ｙ，θ）を計算する。たとえば、軸方向の平均Ｐ￣
（ｘ，ｙ，θ）のそれぞれは、３つ（または他の適当な数）の軸方向に隣接する
放射軸方向スライスの平均とすることができる。望むならば、そのような平均値
計算を省略することができる。１００３で、処理システム１８が、ランダムズ・
プロファイルＲ0（ｘ，ｙ，θ）を計算する。１００４で、処理システム１８が
、ランダムズ・フラクションＲf（Ｓ，Ｃ）を計算するが、このＳは、所与の角
度θのシングルズ・レートを表し、Ｃは、その角度θのコインシデンス・レート
を表す。１００５で、処理システム１８が、式（６）に従ってランダムズ分布Ｒ
（ｘ，ｙ，θ）を計算する。 Ｒ（ｘ，ｙ，θ）＝Ｒ0（ｘ，ｙ，θ）・Ｒf（Ｓ，Ｃ） （６）
【００３６】 １００６で、処理システム１８が、式（７）に示されるように、平均投影デー
タＰ￣（ｘ，ｙ，θ）からランダムズ分布データＲ（ｘ，ｙ，θ）を引いて、補
正された患者投影データＰc（ｘ，ｙ，θ）を作ることによって、ランダムズに
ついて平均患者投影データＰ￣（ｘ，ｙ，θ）を補正する。
【数５】
【００３７】 図１１に、ランダムズ・プロファイルＲ0（ｘ，ｙ，θ）を計算するルーチン
を示す。以下の説明から明らかになるように、図１１のルーチンのほとんどが、
臨床設定ではなく、臨床前の試験設定で実行されることを意図されていることに
留意されたい。例外は、ランダムズ・プロファイルＲ0（ｘ，ｙ，θ）の最終計
算が、臨床設定すなわち、造影セッション中に実行されることである。したがっ
て、１１０１で、γ線カメラ・システムを操作して、高い計数率と低い計数率の
両方で、複数の角度θについて、単純なファントムによって放射されるコインシ
デンス活動の投影データを獲得する。単純な直円筒ファントムが、適すると思わ
れる。これに関して、「低い」計数率とは、ランダムズを無視できる（たとえば
、総コインシデンス事象の１％未満）計数率である。次に、１１０２で、獲得し
た高計数率および低計数率のデータセットを、それぞれ、上で説明した技法など
の適切なデッドタイム補正技法を使用して、システム・デッドタイムについて補
正する。次に、１１０３で、所与の角度θの高計数率投影データと低計数率投影
データの間の差としてランダムズＲ（ｘ，ｙ）を計算する。１１０４で、上で述
べた正規分布関数のσ値を計算する。正規分布関数は、式（８）に従って定義さ
れ、周知の数学関数である。
【数６】
【００３８】 σ値は、ランダムズ分布Ｒ（ｘ，ｙ）と高計数率ファントムおよび正規分布Ｇ
（ｘ，ｙ）からの投影データの畳み込みの間の差を最小化することによって、す
なわち、
【数７】 を最小化することによって計算される。たとえばχ2法または最小２乗法などを
使用する、単純な曲線のあてはめ手順を使用することができる。上で説明したも
のなどの造影システムの場合、一実施形態によれば、２００／√２のσ値が現在
は適当であると思われる。
【００３９】 ランダムズ・プロファイルＲ0（ｘ，ｙ，θ）決定の最終態様は、患者の投影
データに基づいて、臨床設定で実行される。より具体的に言うと、１１０５で、
ランダムズ・プロファイルＲ0（ｘ，ｙ，θ）が、式（９）に示されているよう
に、上で説明した形で計算されたσ値を使用して、軸方向平均投影データＰ￣（
ｘ，ｙ，θ）および正規分布Ｇ（ｘ，ｙ）の畳み込みとして計算される。
【数８】
【００４０】 図１２に、一実施形態による、シングルズ・レートＳおよびコインシデンス・
レートＣの両方の関数としてランダムズ・フラクションＲfを計算するルーチン
を示す。図１２のルーチンは、臨床前設定で実行されることを意図されているこ
とに留意されたい。１２０１で、γ線カメラ・システムを操作して、さまざまな
異なる計数率で複数のファントムのそれぞれについてコインシデンス投影放射デ
ータを得る。対応するコインシデンス・レートＣおよびシングルズ・レートＳが
、データ獲得処理中に記録される。ファントムは、広い範囲の患者の身体のサイ
ズおよび形状を公平に表すように選択される。一実施形態では、サイズが異なる
３つの直円筒ファントムを使用する。１２０２で、シングルズ・レートＳおよび
対応するコインシデンス・レートＣを、ファントムごとにプロットする。図１４
に、３つの異なるファントムに対応する、３つのＣ対Ｓプロット８１、８２、お
よび８３の例を示す。１２０３で、図１３に関連してこれから説明するように、
線形外挿を使用することによって、複数の（Ｃ，Ｓ）対のそれぞれのデータから
ランダムズ分布Ｒを決定する。
【００４１】 図１３に、所与の投影角θからの円筒ファントムからとられた投影データのプ
ロット７０を示す。検出される総強度Ｉ（すなわち、カウントの総数）は、すべ
ての検出された真のコインシデンスＴ、すべての検出された散乱コインシデンス
Ｓｃ、およびすべての検出されたランダムズＲの合計として表すことができる。
したがって、プロット７０の部分７３は、ランダムズＲの寄与を表し、部分７２
は、散乱Ｓｃの寄与を表し、部分７１は、真のコインシデンスＴの寄与を表す。
上の１２０３で、ランダムズからの寄与を表す部分７３が、線形外挿を使用して
近似される。より具体的に言うと、コインシデンス事象は、曲線７０の下の陰付
き領域７４によって表される、ＦＯＶの外辺部で測定される。最も内側の境界で
の領域７４の高さが、図１３の線７６によって表されるように、検出器の表面に
わたって線形外挿される。したがって、曲線７０の、線７６の下にある面積が、
ランダムズに起因するカウントの総数の近似値になる。この近似は、曲線７０の
下の線７６の上の陰付き区域によって表される、ランダムズの貢献の小さいフラ
クションを考慮していないことに留意されたい。しかし、下で説明するもう１つ
の実施形態では、この種の近似誤差を防ぐ形でランダムズ・フラクションＲfを
計算することができる。さらに、ランダムズ・フラクションＲfが過小評価され
る場合であっても、式（９）から計算されるランダムズ・プロファイルの形状は
、そのような誤差に影響されない。
【００４２】 したがって、１２０３で、この線形外挿を使用して、複数の（Ｃ，Ｓ）対のそ
れぞれに対してランダムズＲが決定される。その後、（Ｃ，Ｓ）対のそれぞれに
対してランダムズＲをカウントの総数で割ることによって、ランダムズ・フラク
ションＲfを計算する。その後、１２０５で、シングルズ・レートＳに対してラ
ンダムズ・フラクションＲfをプロットし、１２０６で、さまざまな一定のシン
グルズ・レートＳについて、コインシデンス・レートＣに対してランダムズ・フ
ラクションＲfをプロットする。１２０７で、Ｒf対Ｃの曲線を、式（１０）にあ
てはめて、係数ＡおよびＢを決定する。 Ｒf＝Ａ・Ｓ2／Ｃ＋Ｂ （１０）
【００４３】 本発明の一実施形態では、値Ａ＝１．０９×１０-5 １／ｋｃｐｓおよびＢ＝
０．１９が、上で説明したものなどのシステムに適当であると思われる。しかし
、これらの係数は、使用される造影システムの特定の設計などの多数の要因に起
因して、他の実施形態では異なる可能性があることに留意されたい。
【００４４】 最後に、１２０８で、計算された係数ＡおよびＢと共に式（１０）を、造影セ
ッション中に使用するためにγ線カメラ造影システム内に適当な形式で格納する
。その後、式（１０）を、患者の造影中に適用して、測定されたシングルズ・レ
ートおよびコインシデンス・レートに基づいて、さまざまな角度θについてＲf
を計算する。より具体的に言うと、計算されたＲf値は、式（６）による総ラン
ダムズ分布Ｒ（ｘ，ｙ，θ）の決定に使用され、このランダムズ分布は、式（７
）による患者投影データＰc（ｘ，ｙ，θ）の補正に使用される。
【００４５】 低計数率では、式（１０）の方程式が、カウントの少ない状態で過剰補正を行
う可能性があると思われる。したがって、シングルズ計数率がスレッショルド計
数率未満の時に、Ｒfの代替方程式を使用することができる。たとえば、式（１
１）の方程式は、上で説明したものなどのγ線カメラ・システムの４５０ｋｃｐ
ｓ未満の計数率に適する可能性がある。
【数９】
【００４６】 上で注記したように、ランダムズ・フラクションＲfを計算するための前述の
技法は、線形外挿の結果として総ランダムズＲを過小評価する可能性がある。し
たがって、図１５Ａおよび１５Ｂに、この近似を回避し、正規分布関数Ｇ（ｘ，
ｙ）のより正確なσ値を提供することもできる、ランダムズ・フラクションＲf
を計算する代替ルーチンを示す。１５０１で、γ線カメラ・システムを操作して
、高計数率および低計数率の両方でファントムのコインシデンス（放射）投影デ
ータを得る。その後、このデータをプロットする。上で注記したように、この文
脈での低計数率は、１００ｋｃｐｓ以下など、ランダムズを無視できる計数率を
指す。次に、１５０２で、高計数率データおよび低計数率データを、システム・
デッドタイムについて補正する。１５０３で、高計数率投影データと低計数率投
影データの間の差としてランダムズ曲線を計算する。１５０４で、ランダムズ曲
線の下のカウントの総数Ｒを、高計数率曲線の下のカウントの総数ＴｏｔａｌH
で割ることによって、ランダムズ・フラクションＲfを計算する。１５０５で、
σの値を決定するために、計算されたランダムズ曲線を式（１２）にあてはめる
。χ2法または最小２乗法による曲線のあてはめを使用することができる。曲線
のあてはめを実行する前に、Ｒfの値の合計がとられることに留意されたい。
【数１０】
【００４７】 その後、追加のσ値を得るために、他の計数率について前のステップを繰り返
す（１５０６）。その後、追加のσ値を得るために、異なるサイズの他のファン
トムについて前のステップを繰り返す（１５０７）。次に、１５０８で、前に決
定したσ値のすべてについて、平均σ値σ￣を計算し、１５０９で、平均σ￣を
、正規分布関数Ｇ（ｘ，ｙ）の最終的なσ値として採用する。１５１０で、獲得
したデータからＣ対Ｓ対Ｒfの３次元プロットを計算し、１５１１で、造影シス
テム中の後の使用（すなわちＲfの計算）のために、プロットを適当な形式で造
影システムに格納する。たとえば、プロットは、ルックアップ・テーブルの形で
格納することができる。
【００４８】 ＩＶ．トランスミッション源の二重使用 上で注記したように、上で説明した造影システムのトランスミッション点源１
６は、Ｃｓ−１３７源とすることができ、これは、６６２ｋｅＶの光ピークを有
する放射を送る。Ｃｓ−１３７点源は、そのようなシステムでＰＥＴデータの補
正のためのトランスミッション走査を実行するのに望ましいことがわかっている
。Ｃｓ−１３７の６６２ｋｅＶ光ピークは、一般的なＰＥＴ放射性薬品であるフ
ルオロデオキシグルコース（ｆｌｏｕｒｏｄｅｏｘｙｇｌｕｃｏｓｅ、ＦＤＧ）
の５１１ｋｅＶ光ピークに近いが、過度なエネルギ・レベル・オーバーラップを
引き起こすほど近くはないので、トランスミッション・マップの最小限のエネル
ギ・レベル・スケーリングが必要である。さらに、Ｃｓ−１３７の６６２ｋｅＶ
光ピークは、ＦＤＧ光ピークより高いので、トランスミッション画像への散乱に
起因する汚染が減る。さらに、Ｃｓ−１３７の６６２ｋｅＶ光ピークは、送られ
たγ線の大多数がほとんどの汎用の核医療コリメータを完全に貫通できるように
するのに十分に高い。この特性によって、Ｃｓー１３７の使用が、これから説明
するように、ＳＰＥＣＴデータの補正のためのトランスミッション走査の実行に
有利になる。
【００４９】 γ線検出器は、通常は、ＳＰＥＣＴ造影中にコリメートされ、一般に、平行ホ
ール・コリメータが使用される。図１６に、検出器１０の１つの結像面３０に結
合された平行ホール・コリメータ８２を示す。コリメータ８２には、平行なホー
ルを形成する複数の鉛隔壁８１が含まれる。図１６には、さらに、コリメータ８
２の隔壁８１を貫通して検出器１０の結像面３０に達するＣｓ−１３７トランス
ミッション源１６からのγ線８３も示されている。上で注記したように、いくつ
かの従来技術システムは、線源を使用し、この線源は、対応する検出器のＦＯＶ
を直接に横切って走査される。そのような技法では、送られた光子のかなりの数
が、コリメータのホールを介して検出器まで通過する。というのは、送られた光
子の多くの経路が、コリメータのホールと平行になるからである。したがって、
そのようなシステムのトランスミッション走査でリメータを外す必要はない。
【００５０】 しかし、さまざまな理由から、上で説明したシステム（図４参照）のように、
源がトランスミッション走査中にＦＯＶの外にとどまるトランスミッション源構
成を使用することが望ましい場合がある。その結果、送られるγ線は、図１６に
示されているように、鋭角でコリメータに入射する。そのようなシステムでは、
標準的なシングルズトランスミッション源（すなわち、実質的に６６２ｋｅＶ未
満の光ピークを有する源）が、標準的なＳＰＥＣＴコリメータと共に使用された
場合には、コリメータのホールに対する光子の相対的な入射角に起因して、送ら
れた光子の少数（存在するとして）が、コリメータを介して検出器まで通過する
。むしろ、光子のほとんどが、コリメータの隔壁によって吸収されるはずである
。したがって、トランスミッション走査を実行する前にコリメータを除去するこ
とが必要になるが、これは時間がかかり、困難になる可能性がある。しかし、本
発明に従って６６２ｋｅＶのＣｓ−１３７トランスミッション源を使用すること
によって、汎用核医療コリメータ（５１１ｋｅＶコリメータを除く）を使用する
時に、コリメータに入射する送られた光子のうちの高い比率（一般に、少なくと
も５０％）が、隔壁を完全に貫通して、結像面に達する。しかし、光子貫通を増
やすために、３００ｋｅＶ未満のエネルギ・レーティングを有するコリメータが
好ましいと思われる。５０％以上の貫通は、現在のデータ処理技術を使用してＳ
ＰＥＣＴデータを補正するために患者の高品質のトランスミッション・マップを
生成するのに十分である。したがって、Ｃｓ−１３７トランスミッション源を使
用することによって、ＳＰＥＣＴデータを補正するためにトランスミッション走
査を実行する前にコリメータを除去する必要がなくなる。再構成されたトランス
ミッション・マップは、単一光子放射源のエネルギ・レベルと一致するように適
宜スケーリングしなければならないことに留意されたい。そのようなスケーリン
グを実行する技法は、当業者には周知である。
【００５１】 したがって、γ線カメラ造影システムのランダム・コインシデンスを補正する
方法および装置を説明した。本発明は、特定の例示的実施形態に関して説明され
たが、請求項に記載された発明の広義の趣旨および範囲から逸脱せずに、これら
の実施形態に対してさまざまな修正および変更を行うことができることは明白で
ある。したがって、本明細書および図面は、制限的な意味ではなく例示的な意味
であるものと見なされなければならない。
【図面の簡単な説明】
【図１】 二重検出器γ線カメラ造影システムを示す図である。
【図２】 一実施形態による、図１のγ線カメラ・システムの処理システムを示す図であ
る。
【図３】 患者の減衰補正されたコインシデンス放射像を生成するための全体的なルーチ
ンを示す流れ図である。
【図４】 検出器に扇型ビームを送る点源と、検出器の結像面で画定されたサンプル区域
を示す図である。
【図５Ａ】 一実施形態による、検出器の結像面上で画定されたサンプル区域を示す図であ
る。
【図５Ｂ】 もう１つの実施形態による、検出器の結像面上に設けられたサンプル区域を示
す図である。
【図５Ｃ】 もう１つの実施形態による、検出器の結像面上に設けられたサンプル区域を示
す図である。
【図６】 デッドタイムについて減衰マップを補正するルーチンを示す流れ図である。
【図７】 データの不連続性を有する、対象物の投影データを示す図である。
【図８】 対象物のトランスミッション・データのサイノグラムの諸態様を示す図である
。
【図９】 獲得されたトランスミッション・データの不連続性を補正するルーチンを示す
流れ図である。
【図１０】 ランダムズ補正を実行する全体的なルーチンを示す流れ図である。
【図１１】 図１０のルーチンによる、対象物の分布の関数としてランダムズ・プロファイ
ルを獲得するルーチンを示す流れ図である。
【図１２】 図１０のルーチンによる、シングルズ計数率およびコインシデンス計数率の両
方の関数としてランダムズ・フラクションを獲得するルーチンを示す流れ図であ
る。
【図１３】 真のコインシデンス、散乱、およびランダム・コインシデンスを含む、対象物
の投影データを示す図である。
【図１４】 それぞれが異なるファントムに対応する、シングルズ・レート対コインシデン
ス・レートの３つのプロットを示す図である。
【図１５Ａ】 ランダムズ・フラクションを得る代替ルーチンの一部を示す流れ図である。
【図１５Ｂ】 ランダムズ・フラクションを得る代替ルーチンの残りの部分を示す流れ図であ
る。
【図１６】 平行ホール・コリメータに填め合わされたγ線検出器と、コリメータの隔壁を
貫通するＣｓ−１３７点源からのγ線を示す図である。
【手続補正書】
【提出日】平成１２年１０月１８日（２０００．１０．１８）
【手続補正１】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】特許請求の範囲
【補正方法】変更
【補正内容】
【特許請求の範囲】
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＣＹ， ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，Ｉ Ｔ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ ，ＣＦ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＧＷ，ＭＬ， ＭＲ，ＮＥ，ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＧＨ，ＧＭ，Ｋ Ｅ，ＬＳ，ＭＷ，ＳＤ，ＳＬ，ＳＺ，ＵＧ，ＺＷ)，Ｅ Ａ(ＡＭ，ＡＺ，ＢＹ，ＫＧ，ＫＺ，ＭＤ，ＲＵ，ＴＪ ，ＴＭ)，ＡＥ，ＡＬ，ＡＭ，ＡＴ，ＡＺ，ＢＡ，ＢＢ ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ，ＣＡ，ＣＨ，ＣＮ，ＣＵ，ＣＺ， ＤＥ，ＤＫ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ，ＧＢ，ＧＤ，ＧＥ，Ｇ Ｈ，ＧＭ，ＨＲ，ＨＵ，ＩＤ，ＩＬ，ＩＮ，ＩＳ，ＪＰ ，ＫＥ，ＫＧ，ＫＰ，ＫＲ，ＫＺ，ＬＣ，ＬＫ，ＬＲ， ＬＳ，ＬＴ，ＬＵ，ＬＶ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＫ，ＭＮ，Ｍ Ｗ，ＭＸ，ＮＯ，ＮＺ，ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ，ＲＵ，ＳＤ ，ＳＥ，ＳＧ，ＳＩ，ＳＫ，ＳＬ，ＴＪ，ＴＭ，ＴＲ， ＴＴ，ＵＡ，ＵＧ，ＵＳ，ＵＺ，ＶＮ，ＹＵ，ＺＷ Ｆターム(参考） 2G088 EE02 GG18 JJ04 JJ06 LL30 【要約の続き】 基づいて補正される（３０５）。

Claims (21)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 造影システムでランダム・コインシデンスを補正する方法で
    あって、 コインシデンス事象の検出を含めて、対象物からの放射を検出することによっ
    て、該対象物の画像を生成するためのデータを獲得することと、 該検出された放射に関連するシングルズ・レートおよびコインシデンス・レー
    トを測定することと、 該シングルズ・レートおよび該コインシデンス・レートの両方に基づいて、ラ
    ンダム・コインシデンス・データを生成することと、 該ランダム・コインシデンス・データに基づいて、該画像を生成するための該
    データを補正することと を含む方法。
  2. 【請求項２】 該シングルズ・レートおよび該コインシデンス・レートの測
    定が、複数の投影角について該シングルズ・レートおよび該コインシデンス・レ
    ートを測定することを含むことを特徴とする、請求項１に記載の方法。
  3. 【請求項３】 さらに、該コインシデンス事象に基づいて対象物プロファイ
    ルを生成することを含み、該ランダム・コインシデンス・データの生成が、該対
    象物プロファイル、該シングルズ・レート、および該コインシデンス・レートに
    基づいて該ランダム・コインシデンス・データを生成することを含むことを特徴
    とする、請求項１に記載の方法。
  4. 【請求項４】 該ランダム・コインシデンス・データの生成が、さらに、該
    対象物プロファイルおよび正規分布関数の関数として該ランダム・コインシデン
    ス・データを生成することを含むことを特徴とする、請求項３に記載の方法。
  5. 【請求項５】 造影システムでランダム・コインシデンスを補正する方法で
    あって、 コインシデンス事象の検出を含めて、対象物からの放射を検出することによっ
    て該対象物の画像を生成するためのデータを獲得することと、 該検出されたコインシデンス事象に基づいて、対象物分布を決定することと、 該対象物分布に基づいて、ランダム・コインシデンス・データを生成すること
    と、 該ランダム・コインシデンス・データに基づいて、該画像を生成するための該
    データを補正することと を含む方法。
  6. 【請求項６】 該方法が、さらに、該放射に関連するシングルズ・レートお
    よびコインシデンス・レートを測定することを含み、該ランダム・コインシデン
    ス・データの生成が、該対象物分布、該測定されたシングルズ・レート、および
    該測定されたコインシデンス・レートに基づいて該ランダム・コインシデンス・
    データを生成することを含むことを特徴とする、請求項５に記載の方法。
  7. 【請求項７】 該対象物分布に基づく該ランダム・コインシデンス・データ
    の生成が、該対象物分布および正規分布関数の関数として該ランダム・コインシ
    デンス・データを生成することを含むことを特徴とする、請求項５に記載の方法
    。
  8. 【請求項８】 γ線カメラ造影システムでランダム・コインシデンスを補正
    する方法であって、 複数のコインシデンス事象の検出を含めて、造影される対象物から放射される
    γ線放射を検出することと、 該放射された放射に関連するシングルズ・レートおよびコインシデンス・レー
    トを測定することと、 該検出されたコインシデンス事象に基づいて、対象物プロファイルに対応する
    コインシデンス投影データを生成することと、 対象物分布、該測定されたシングルズ・レート、および該測定されたコインシ
    デンス・レートに基づいて、該検出されたコインシデンス事象のランダム・コイ
    ンシデンスを表すランダムズ分布を決定することと、 該ランダムズ分布に基づいて、該コインシデンス投影データを補正することと
    、 該補正されたコインシデンス投影データに基づいて、該対象物の画像を生成す
    ることと を含む方法。
  9. 【請求項９】 該シングルズ・レートおよび該コインシデンス・レートの測
    定が、複数の投影角について該シングルズ・レートおよび該コインシデンス・レ
    ートを測定することを含むことを特徴とする、請求項８に記載の方法。
  10. 【請求項１０】 ランダムズ分布の決定が、 該対象物プロファイルおよび正規分布関数の畳み込みとしてランダムズ・プロ
    ファイルを計算することを含む、該対象物プロファイルに基づいて該ランダムズ
    ・プロファイルを計算することと、 該測定されたシングルズ・レートおよび該測定されたコインシデンス・レート
    に基づいて、該投影角のそれぞれについてランダムズ・フラクションを計算する
    ことと、 該投影角のそれぞれについて、該ランダムズ・プロファイルおよび該ランダム
    ズ・フラクションに基づいて該ランダムズ分布を決定することと を含むことを特徴とする、請求項８に記載の方法。
  11. 【請求項１１】 γ線カメラ造影システムでランダム・コインシデンスを補
    正する方法であって、 複数のコインシデンス事象の検出を含めて、造影される対象物から放射される
    γ線放射を検出することと、 複数の投影角のそれぞれについて、該放射された放射に関連するシングルズ・
    レートおよびコインシデンス・レートを測定することと、 該検出されたコインシデンス事象に基づいて、対象物プロファイルを表すコイ
    ンシデンス投影データを生成することと、 該検出されたコインシデンス事象のランダム・コインシデンスを表すランダム
    ズ分布を決定することであって、 該対象物プロファイルおよび正規分布関数の畳み込みとしてランダムズ・プロ
    ファイルを計算することを含む、該対象物プロファイルに基づいて該ランダムズ
    ・プロファイルを計算することと、 該測定されたシングルズ・レートおよび該測定されたコインシデンス・レート
    に基づいて、該投影角のそれぞれについてランダムズ・フラクションを計算する
    ことと、 該投影角のそれぞれについて、該ランダムズ・プロファイルおよび該ランダム
    ズ・フラクションに基づいて、該ランダムズ分布を決定することと を含む、ランダムズ分布を決定することと、 該ランダムズ分布に基づいて、該コインシデンス投影データを補正することと
    、 該補正されたコインシデンス投影データに基づいて、該対象物の画像を生成す
    ることと を含む方法。
  12. 【請求項１２】 医療造影システムであって、 ガントリと、 該ガントリによって支持される複数の放射検出器と、 該検出器を制御するように構成された処理システムと、 コインシデンス事象を検出する手段を含む、該放射検出器を用いて対象物から
    の放射を検出することによって、該対象物の画像を生成するためのデータを獲得
    する手段と、 該検出された放射に関連するシングルズ・レートおよびコインシデンス・レー
    トを測定する手段と、 該シングルズ・レートおよび該コインシデンス・レートの両方に基づいて、ラ
    ンダム・コインシデンス・データを生成する手段と、 該ランダム・コインシデンス・データに基づいて、該画像を生成するための該
    画像データをランダム・コインシデンスに関して補正する手段と を含む医療造影システム。
  13. 【請求項１３】 該シングルズ・レートおよび該コインシデンス・レートを
    測定する手段が、複数の投影角について該シングルズ・レートおよび該コインシ
    デンス・レートを測定する手段を含むことを特徴とする、請求項１２に記載の医
    療造影システム。
  14. 【請求項１４】 さらに、該コインシデンス事象に基づいて対象物プロファ
    イルを生成する手段を含み、該ランダム・コインシデンス・データを生成する手
    段が、該対象物プロファイル、該シングルズ・レート、および該コインシデンス
    ・レートに基づいて該ランダム・コインシデンス・データを生成する手段を含む
    ことを特徴とする、請求項１２に記載の医療造影システム。
  15. 【請求項１５】 該ランダム・コインシデンス・データを生成する手段が、
    さらに、該対象物プロファイルおよび正規分布関数の関数として該ランダム・コ
    インシデンス・データを生成する手段を含むことを特徴とする、請求項１４に記
    載の医療造影システム。
  16. 【請求項１６】 医療造影システムでランダム・コインシデンスを補正する
    装置であって、 コインシデンス事象を検出する手段を含む、対象物からの放射を検出すること
    によって該対象物の画像を生成するためのデータを獲得する手段と、 該検出されたコインシデンス事象に基づいて、対象物分布を決定する手段と、 該対象物分布に基づいて、ランダム・コインシデンス・データを生成する手段
    と、 該ランダム・コインシデンス・データに基づいて、該画像を生成するための該
    データを補正する手段と を含む装置。
  17. 【請求項１７】 さらに、該放射に関連するシングルズ・レートおよびコイ
    ンシデンス・レートを測定する手段を含み、該ランダム・コインシデンス・デー
    タを生成する手段が、該対象物分布、該測定されたシングルズ・レート、および
    該測定されたコインシデンス・レートに基づいて該ランダム・コインシデンス・
    データを生成する手段を含むことを特徴とする、請求項１６に記載の装置。
  18. 【請求項１８】 該対象物分布に基づいて該ランダム・コインシデンス・デ
    ータを生成する手段が、該対象物分布および正規分布関数の関数として該ランダ
    ム・コインシデンス・データを生成する手段を含むことを特徴とする、請求項１
    ６に記載の装置。
  19. 【請求項１９】 γ線カメラ造影システムであって、 ガントリと、 該ガントリによって支持される複数のγ線放射検出器と、 該放射検出器および該ガントリに結合された処理システムであって、該コンピ
    ュータ・システムが、対象物の断層画像を生成するために該放射検出器および該
    ガントリを制御するように構成され、該処理システムが、 複数のコインシデンス事象の検出を含めて、該対象物から放射されるγ線放射
    を検出するように該検出器を制御し、 該放射された放射に関連するシングルズ・レートおよびコインシデンス・レー
    トを測定し、 該検出されたコインシデンス事象に基づいて、対象物プロファイルに対応する
    コインシデンス投影データを生成し、 対象物分布、該測定されたシングルズ・レート、および該測定されたコインシ
    デンス・レートに基づいて、該検出されたコインシデンス事象のランダム・コイ
    ンシデンスを表すランダムズ分布を決定し、 該ランダムズ分布に基づいて、該コインシデンス投影データを補正し、 該補正されたコインシデンス投影データに基づいて、該対象物の該断層画像を
    生成する ように構成される、処理システムと を含む、γ線カメラ造影システム。
  20. 【請求項２０】 該処理システムが、さらに、複数の投影角について該シン
    グルズ・レートおよび該コインシデンス・レートを測定することによって、該シ
    ングルズ・レートおよび該コインシデンス・レートを測定するように構成される
    ことを特徴とする、請求項１９に記載のγ線カメラ造影システム。
  21. 【請求項２１】 該処理システムが、 該対象物プロファイルおよび正規分布関数の畳み込みとしてランダムズ・プロ
    ファイルを計算することを含む、該対象物プロファイルに基づいて該ランダムズ
    ・プロファイルを計算することと、 該測定されたシングルズ・レートおよび該測定されたコインシデンス・レート
    に基づいて、該投影角のそれぞれについてランダムズ・フラクションを計算する
    ことと、 該投影角のそれぞれについて、該ランダムズ・プロファイルおよび該ランダム
    ズ・フラクションに基づいて、該ランダムズ分布を決定することと によって該ランダムズ分布を決定するように構成されることを特徴とする、請
    求項１９に記載のγ線カメラ造影システム。
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