JP2003501666A

JP2003501666A - ガンマカメラおよびｃｔシステム

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Publication number: JP2003501666A
Application number: JP2001501911A
Authority: JP
Inventors: バラン・アディ; シレム・イガル; ロン・アルバート; ハジャジ・ベニー; ワイナー・ナオール; ヘフェツ・ヤーロン; ベルラド・ギデオン; ヤクボフスキー・レオニド
Original assignee: エルゲムズ・リミテッド
Priority date: 1999-06-06
Filing date: 1999-06-06
Publication date: 2003-01-14
Also published as: EP1208390A4; EP1208390A1; WO2000075691A1; US6841782B1

Abstract

(57)【要約】対象物の核医学画像を生成する方法であって、次のステップを含む。核断層画像の生成に適した核画像化データを取得すること。ここでこのデータは、平均の第１速度で前記対象物の周りを回転する少なくとも１つのガンマカメラヘッド（１２，１４）によって取得される。前記ガンマカメラ画像の減弱補正のためのＸ線断層画像の生成に適したＸ線画像化データを取得すること。ここでこのデータは、前記第１速度の１０倍の範囲内である平均の第２速度で前記対象物の周りを回転するＸ線発生源（１８）により放射線を照射される検出器アレイ（２０）によって取得される。および、前記核画像化データおよびＸ線画像化データを利用して、減弱補正された核医学画像を再構成すること。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】［技術分野］本発明は、核医学分野に関し、詳細には、位置限定および核画像の減弱補正の
ためにＸ線放射画像化を用いるガンマカメラに関する。

【０００２】［発明の背景］核医学における減弱補正が当技術分野でよく知られている。特に、ＳＰＥＣＴ
またはＰＥＴ画像を生成するときに、介在する組織および骨による、画像を生成
するために用いられるガンマ線の減衰の影響について補正することが良く知られ
ている。特に、ガンマカメラで画像化されている領域の減衰マップ（三次元画像
または二次元スライスの一続き）を生成し、ガンマ線源と検出器の間の組織およ
び骨の減衰に基づいてガンマイベントのカウントを補正することが知られている
。

【０００３】減衰画像は、核ＣＴ（減衰）画像を生成するためにガンマ線源を用いる、いく
つかの従来技術の装置で生成される。Ｘ線によるＣＴ減衰画像は、他の従来技術
の装置で使用される。放射および透過画像の両方を得るために同じ検出器を利用
する装置が、それらの画像を得るために異なる検出器を利用する装置と同様に報
告されている。それらの画像の１つまたは両方の取得のために、単一および多数
検出器の両方を利用する装置もまた知られている。

【０００４】一般的に、減衰マップを生成するためにＸ線を利用する従来の装置は、Ｘ線お
よびガンマ線画像化サブシステムのために別々のガントリを用いる。このタイプ
のシステムは、例えば、その開示が参照によって本明細書に組み込まれる米国特
許5,391,877に記載されている。しかしながら、この場合減衰マップと核医学画
像の照合が必要になる。他のシステムは、Ｘ線およびガンマ線画像化システム両
方のために同じガントリを利用する。このようなシステムは、例えば、その開示
が参照によって本明細書に組み込まれる米国特許5,376,795に記載されている。

【０００５】［発明の概要］本発明のいくつかの好ましい実施形態の側面は、ＰＥＴ，ＳＰＥＣＴおよびＸ
線ＣＴ機能を持つシステムに関する。この側面による好ましい実施形態において
、システムは、Ｘ線、ＳＰＥＣＴまたはＰＥＴ三次元画像化（または二次元の多
数のスライス）を実行することができる。

【０００６】本発明のいくつかの好ましい実施形態の側面は、ＳＰＥＣＴ画像化のデータ取
得のためのガンマカメラヘッド、および、減弱補正マップのためのＣＴ再構成デ
ータ取得用のＸ線検出器についての、検出器回転の相対的な速度に関連する。特
に、本発明のいくつかの好ましい実施形態によれば、ＣＴ画像は、ガンマカメラ
ヘッドの回転速度と同等の低い回転速度で取得される。或いは、それほど好まし
いくはないが、Ｘ線データは、高い回転速度で、また好ましくは数回転以上で取
得される。その後、様々な回転に関し同一の角度のデータが平均される。別の選
択肢として又は追加として、ガンマカメラ解像度およびノイズレベルと合わせる
ために、より低画質のＣＴデータが取得される。

【０００７】このことは、３つの重要な有利な点を可能にする。第１に、データが取得され
る際の条件を合わせることを可能にすることである。すなわち、同一の身体動作
についての平均化は、両方の取得に本来備わっている。第２に、遅い回転速度の
ガントリを用いても良いことである。第３に、Ｘ線パワーが低くても良いことで
ある。このことによって、ガンマカメラ単独用に通常適しているサイズおよびタ
イプについて、より小さな電力供給のおよび小さなガントリが可能になる。

【０００８】本発明のいくつかの好ましい実施形態において、パルスデューティサイクルが
Ｘ線データにおける望ましい信号対ノイズを与えるように設計されたパルスモー
ドで動作させることによって、Ｘ線エネルギーのパワーは、視野(view)あたり最
適なエネルギーを提供するように調整される。データは、Ｘ線管に準ＤＣを与え
ることによって調整されても良い。つまり、Ｘ線の持続時間は、望ましい総合の
Ｘ線エネルギーを提供するのに十分なように制御される。

【０００９】本発明のいくつかの好ましい実施形態の側面は、９０°、１８０°または９０
°から１８０°の間のすべての選択可能な角度だけ離して方向付けられた２つの
検出器を利用して、透過および減衰マップを作ることのできるガンマカメラに関
連する。

【００１０】本発明のいくつかの好ましい実施形態の側面は、減衰画像の取得のために利用
される放射量の削減に関する。本発明の好ましい実施形態によれば、最初にＮＭ
画像が取得される。次に、ＮＭ画像が対象にする患者身体の上でのみ、減衰画像
のためのデータが取得される。特に、減衰画像は、（ＮＭ画像から識別されるよ
うな）関心の器官を含む領域で、または、ＮＭ画像において活動が識別される身
体の領域上でのみ取得される。

【００１１】本発明のいくつかの好ましい実施形態の側面は、Ｘ線システムおよびガンマカ
メラヘッドの通電法に関連する。本発明の好ましい実施形態によれば、コンジッ
ト（conduit）の共通セットが、Ｘ線システムおよびガンマカメラヘッドにパワ
ーを供給する。本発明のいくつかの好ましい実施形態において、回転ガントリに
転送する必要があるのは低い電圧だけとなるように、減衰データ取得のために用
いられる、電力供給を含むＸ線発生装置が、ガントリ上にマウントされる。この
転送は、スリップリングまたはカールケーブルを用いることによって達成するこ
とができる。

【００１２】本発明のいくつかの好ましい実施形態の側面は、Ｘ線検出器およびガンマ線検
出器から画像再構成システムへのデータの転送に関連する。本発明の好ましい実
施形態において、Ｘ線検出器およびガンマカメラのヘッド（または複数のヘッド
）の出力はデジタル化される。デジタル化された信号は、共通のデータ転送ライ
ン（または複数のライン）を介して共通のコンンピュータシステムに送信される
。本発明の好ましい実施形態において、データは、共通の導線または光ケーブル
システムによって転送される。別の好ましい実施形態において、データは、ワイ
ヤレスリンク、例えば光リンクまたは無線リンクによって転送される。

【００１３】本発明のいくつかの好ましい実施形態の関連の側面において、再構成アルゴリ
ズムおよび／または共通ＣＰＵのような、同じコンピュータインフラストラクチ
ャが、ＮＭおよびＸ線画像の両方を再構成するために用いられる。

【００１４】本発明のいくつかの好ましい実施形態の側面は、１以上の複数のモードで動作
する、統合されたＮＭおよびＸ線ＣＴシステムに関連する。例えば、可能なモー
ドは以下のものである：１）ゲート制御無しＮＭ画像化モード。このモードでは、Ｘ線検出器は、ＮＭ検
出器とともに回転するか、または、Ｘ線検出器は多数の回転を行い、同じ視野の
異なる回転でのデータが平均化される。２）ＣＴデータが高回転速度モードで取得され、それぞれの視野のデータが、呼
吸ゲート制御期間の１つと関連付けられる呼吸ゲート制御式のＮＭ画像化モード
。このモードでは、ノイズの多い画像になったとしても、平均化されていないＣ
Ｔデータが高解像度を生成するために用いられても良い。３）ＣＴデータが、患者が息を止めている間の１またはほんの僅かな回転以上で
取得される、呼吸ゲート制御式のＮＭ画像化モード。その後ＣＴ画像は、この条
件に一致するＮＭ画像を補正するために使用される。４）ＣＴデータが、低回転速度モード、またはデータの平均化を伴う高回転速度
モードのどちらかで取得される心拍ゲート制御式のＮＭ画像化モード。このモー
ドでは、減衰データは心周期とは関係しない。しかしながら、ＣＴ画像は、心周
期で平均化されたデータに基づく。５）ＮＭデータと同一または類似のくくりつけにしたがうＣＴデータのゲート制
御を伴う、ＣＴデータが高回転速度モードで取得される心拍ゲート制御式のＮＭ
画像化モード。

【００１５】本発明のいくつかの好ましい実施形態の側面は、統合化されたＮＭ／Ｘ線ＣＴ
システムの構成に関連する。本発明のいくつかの好ましい実施形態において、Ｘ
線とＮＭシステムの間の関係は、回転位置に関して固定される。このシステムは
、構造的にシンプルであるが、上記の動作モードのいくつかのように２つに対す
る回転速度が同じでなければ、Ｘ線およびＮＭ画像のためのデータを別々にとら
なければならない。本発明のいくつかの好ましい実施形態において、１つのメイ
ンのガントリが提供される。２セットのデータ取得システムのうちの１つが、メ
インのガントリとともに回転する。第２の取得システムは、メインのガントリ上
に搭載され、メインのガントリを基準に回転する。

【００１６】本発明のいくつかの好ましい実施形態の側面は、統合化されたＣＴ／ＮＭ画像
化システムの位置合わせおよび較正を含む。本発明の好ましい実施形態において
、システムの位置合わせとパワーの要求条件および重量は大きく削減されるので
、ＣＴ部の構造は、複雑なＣＴシステムと比較して非常にシンプルである。Ｘ線
システムの調整および特にＸ線システムのフィールド交換をシンプルにするため
に、標準位置合わせ面および位置に基づく位置合わせ方法、およびこれらの面の
正確な機械加工なしにこれらの面を提供する方法が提供される。本発明の好まし
い実施形態において、ガントリの回転中心を中心におく位置合わせジグによって
決定された位置に基づいて、位置合わせ面がネジによってガントリに取り付けら
れる。より好ましくは、位置合わせ面は、ガントリに接着剤によって取り付けら
れる。Ｘ線システムは比較的重量が軽いために、これらの取り付け方法はともに
有効かつ安全である。

【００１７】本発明の好ましい実施形態において、Ｘ線システムおよびＮＭシステムは、軸
上で移動される（回転軸に沿って）。Ｘ線システムは、ＮＭシステムであるガン
トリ支持物に近接して取り付けられるのが好ましい。

【００１８】したがって、本発明の好ましい実施形態によって提供されるのは、対象物の核
医学画像を生成する方法であって、平均の第１速度で前記対象物の周りを回転するガンマカメラヘッドによって核
画像データが取得される状態で、核断層画像の生成に適した核画像化データを取
得すること、前記第１速度の１０倍の範囲内である平均の第２速度で前記対象物の周りを回
転するＸ線発生源により放射線を照射される検出器によってＸ線画像化データが
取得される状態で、前記ガンマカメラ画像の減弱補正のためのＸ線断層画像の生
成に適したＸ線画像化データを取得すること、および、前記核画像化データおよびＸ線画像化データを利用して、減弱補正された核医
学画像を再構成することを含む。前記第２速度および前記第１速度は実質的に同
一であるのが好ましい。前記第１および第２速度は同一であるのが好ましい。

【００１９】本発明の好ましい実施形態によってさらに提供されるのは、対象物の核医学画
像を生成する方法であって、前記対象物の周りを回転するガンマカメラヘッドによって核画像データが取得
される状態で、核断層画像の生成に適した核画像化データを取得すること、前記対象物の周りを回転するＸ線発生源により放射線を照射される検出器によ
ってＸ線画像化データが取得される状態で、前記ガンマカメラ画像の減弱補正の
ためのＸ線断層画像の生成に適したＸ線画像化データを取得すること、および、前記Ｘ線断層画像が約１０ハウンスフィールド値より上のＲＭＳノイズレベル
を持つ状態で、前記核画像化データおよびＸ線画像化データを利用して、減弱補
正された核医学画像を再構成することを含む。前記ＲＭＳノイズレベルは１５ハ
ウンスフィールド値より高いことが好ましい。前記ＲＭＳノイズレベルは２０ハ
ウンスフィールド値より高いことが好ましい。前記ＲＭＳノイズレベルは５０ハ
ウンスフィールド値より高いことが好ましい。前記ＲＭＳノイズレベルは１００
ハウンスフィールド値より高いことが好ましい。本発明の好ましい実施形態にお
いて、前記ＲＭＳノイズレベルは２００ハウンスフィールド値より低い。

【００２０】本発明の好ましい実施形態において、前記Ｘ線断層画像は、体軸横断方向にお
いて約２lp/cmより低い解像度を有する。前記解像度は、約３lp/cmより低いこと
が好ましい。前記解像度は、約４lp/cmより低いことが好ましい。

【００２１】本発明の好ましい実施形態によってさらに提供されるのは、対象物の核医学画
像を生成する方法であって、前記対象物の周りを回転するガンマカメラヘッドによって核画像データが取得
される状態で、核断層画像の生成に適した核画像化データを取得すること、前記対象物の周りを回転するＸ線発生源により放射線を照射される検出器によ
ってＸ線画像化データが取得される状態で、前記ガンマカメラ画像の減弱補正の
ためのＸ線断層画像の生成に適したＸ線画像化データを取得すること、および、前記Ｘ線断層画像が約２lp/cmより低い解像度を持つ状態で、前記核画像化デ
ータおよびＸ線画像化データを利用して、減弱補正された核医学画像を再構成す
ることを含む。前記解像度は約３lp/cmよりも低いことが好ましい。前記解像度
は約４lp/cmよりも低いことが好ましい。

【００２２】本発明の好ましい実施形態によってさらに提供されるのは、患者の減弱補正さ
れた核医学画像を生成するための装置であって、軸の周りでの第１の制御可能な回転速度で核断層画像を生成するのに適した核
画像データを取得する少なくとも１つのガンマカメラヘッドと、前記軸の周りで第２の制御可能な回転速度で、前記核断層画像の補正のための
減衰画像の生成に適したＸ線データを取得する少なくとも１つのＸ線ＣＴイメー
ジャと、以下の７つの動作モードのうちの少なくとも２つを選択的に提供するために、
データ取得、および、第１および第２の回転速度を制御するコントローラと、を
備える。 (i)前記第１および第２の回転速度が同一であるゲート制御無しのＮＭ画像化
モード、 (ii)前記Ｘ線検出器が複数の回転を行い、様々な回転についての前記Ｘ線取得
のそれぞれの視野からのデータが平均化される、ゲート制御無しのＮＭ画像化モ
ード、 (iii)前記第２の回転速度が前記第１の回転速度よりも実質的に速く、前記Ｘ
線取得のそれぞれの視野からのデータは、複数の呼吸ゲート制御期間のうちの１
つを対応付けられる、移動ゲート制御のＮＭ画像化モード、 (iv)患者が息を止めている間の１またはほんの僅かな回転の間でＣＴ画像が取
得され、前記ＣＴ画像はこの条件に一致するＮＭ画像を補正するために用いられ
る、呼吸ゲート制御のＮＭ画像化モード、 (v)前記第２の回転速度が前記第１の回転速度と実質的に同じであるか、また
は、前記第２の回転速度が前記第１の回転速度よりも実質的に速く、様々な回転
についての前記Ｘ線取得のそれぞれの視野からのデータが平均化され、この場合
において前記Ｘ線データは心拍周期とは関係付けられない、心拍ゲート制御のＮ
Ｍ画像化モード、 (vi)前記第２の回転速度が前記第１の回転速度よりも速く、前記Ｘ線データが
ＮＭデータと同一のくくりつけにしたがってくくりつけられる、心拍ゲート制御
のＮＭ画像化モード、および、 (vii)前記Ｘ線データが前記第２の回転速度が前記第１の回転速度と実質的に
同一であり、前記Ｘ線データは前記ＮＭデータと同じくくりつけにしたがってく
くりつけられる、心拍ゲート制御のＮＭ画像化モード。前記コントローラは、前
記動作モードのうちの少なくとも３つを提供するために、前記データ取得、およ
び、第１および第２の回転速度を制御することが好ましい。前記コントローラは
、前記動作モードのうちの少なくとも４つを提供するために、前記データ取得、
および、第１および第２の回転速度を制御することが好ましい。前記コントロー
ラは、前記動作モードのうちの少なくとも５つを提供するために、前記データ取
得、および、第１および第２の回転速度を制御することが好ましい。前記コント
ローラは、前記動作モードのうちの少なくとも６つを提供するために、前記デー
タ取得、および、第１および第２の回転速度を制御することが好ましい。前記コ
ントローラは、前記動作モードの全てを提供するために、前記データ取得、およ
び、第１および第２の回転速度を制御することが好ましい。

【００２３】本発明の好ましい実施形態において、前記提供される動作モードは、少なくと
もモード(i)を含む。別の選択肢として又は追加として、前記提供される動作モ
ードは、少なくともモード(ii)を含む。別の選択肢として又は追加として、前記
提供される動作モードは、少なくともモード(iii)を含む。別の選択肢として又
は追加として、前記提供される動作モードは、少なくともモード(iv)を含む。別
の選択肢として又は追加として、前記提供される動作モードは、少なくともモー
ド(v)を含む。別の選択肢として又は追加として、前記提供される動作モードは
、少なくともモード(vi)を含む。別の選択肢として又は追加として、前記提供さ
れる動作モードは、少なくともモード(vii)を含む。

【００２４】本発明の好ましい実施形態によってさらに提供されるのは、Ｘ線画像化機能を
有する核医学カメラであって、ガントリに取り付けられた少なくとも１つのガンマカメラと、前記同一のガントリに取り付けられたＸ線ＣＴイメージャと、を備え、前記少なくとも１つのガンマカメラと前記Ｘ線イメージャは、共通軸の周りを
様々な回転速度で同時に回転可能である。前記少なくとも１つのガンマカメラと
前記Ｘ線イメージャは、共通軸の周りを同一の回転速度で同時に回転可能である
のが好ましい。

【００２５】本発明の好ましい実施形態によってさらに提供されるのは、Ｘ線画像化機能を
有する核医学カメラであって、一組のガンマカメラがそれらの間での制御可能な角度を有し、また断層核画像
の再構成のための核画像化データを取得することのできる、ガントリに取り付け
られ、軸周りで共通の第１の回転速度で共に回転することのできる一組のガンマ
カメラと、前記同一のガントリに取り付けられ、Ｘ線画像の再構成のためのＸ線画像化デ
ータを取得することのできるＸ線ＣＴイメージャと、前記ガンマカメラ間の角度を制御するコントローラと、を備える。

【００２６】本発明の好ましい実施形態によってさらに提供されるのは、Ｘ線画像化機能を
有する核医学カメラであって、ガントリのローターに取り付けられ、核画像を再構成するための核画像化デー
タを取得することのできる少なくとも１つのガンマカメラと、前記同一のガントリの回転部分に取り付けられ、Ｘ線画像の再構成のためのＸ
線画像化データを取得することのできるＸ線ＣＴイメージャと、前記ガントリの回転部分には位置していない画像処理回路と、前記核およびＸ線画像化データを前記回路に転送する共通のコンジットと、を
備える。前記ガントリの前記回転部分に取り付けられる追加画像処理回路をさら
に備え、前記追加回路は前記転送の前に前記Ｘ線および核画像化データの少なく
とも１つに予備的な処理を施すのが好ましい。別の選択肢として又は追加として
、前記画象処理回路は、前記ＣＴおよびＮＭ画像を再構成するために用いられる
。前記ＣＴおよびＮＭ画像を再構成するために共通回路が用いられるのが好まし
い。前記共通回路は同一のＣＰＵを備えるのが好ましい。

【００２７】本発明の好ましい実施形態において、前記カメラは、前記ＣＴおよびＮＭ画像
を再構成するために用いられる共通のソフトウェアを含む。別の選択肢として又
は追加として、前記カメラは、前記転送の前に前記核およびＸ線データをマルチ
プレクスするマルチプレクサを含む。前記カメラは、前記転送の後に前記核およ
びＸ線データをデマルチプレクスするデマルチプレクサを含むのが好ましい。本発明の好ましい実施形態において、前記共通のコンジットはスリップリング
を含む。別の選択肢として又は追加として、前記共通のコンジットはワイヤレス
リンクを含む。

【００２８】本発明の好ましい実施形態によってさらに提供されるのは、ＣＴイメージャを
ガントリに取り付ける方法であって、ガントリのローターの回転中心を決定すること、複数の取り付け部材を前記回転中心と関係する予め決定された位置に置くこと
、および、前記取り付け部材を前記予め決定された位置に保持しつつ、前記取り付け部材
を前記ローターに接続すること、を含む。好ましくは、前記方法は、前記回転中心と関係付けられた位置決めジグを提供すること、および、前記ジグに前記取り付け部材を接続すること、を含む。好ましくは、前記方法
は、前記回転中心に柱を置くこと、および、前記柱に前記ジグを取り付けること、を含む。

【００２９】本発明の好ましい実施形態において、前記方法は、それの上で第１の取付け基準と関係付けられるＸ線発生源を提供すること、それの上で第２の取付け面と関係付けられるＸ線検出器を提供すること、およ
び、前記Ｘ線発生源およびＸ線検出器を前記接続された取り付け部材に取り付ける
こと、を含む。前記取り付け部材は、前記第１および第２の取付け基準上のマッ
チング部材と結合する位置合わせ部材を備えるのが好ましい。

【００３０】本発明の好ましい実施形態において、接続することは、接着剤でつけることを
含む。別の選択肢として又は追加として、接続することは、ネジを用いて接続す
ることを含む。

【００３１】本発明の好ましい実施形態によってさらに提供されるのは、患者の減弱補正さ
れた核医学画像を生成するための装置であって、核断層画像を生成するのに適した、軸周りの複数の位置で核画像を取得する複
数のガンマカメラヘッドと、軸周りの複数の位置で、前記核断層画像の補正のための減衰画像を生成するの
に適したＸ線データを取得する、少なくとも１つのＸ線ＣＴイメージャと、前記核およびＸ線データを利用して減弱補正核画像を生成する画像処理回路と
、 SPECT画像が生成されるSPECTモードおよびPET画像が生成されるPETモードで選
択的に動作させるために、前記データ取得および画像処理回路を制御するコント
ローラと、を備える。

【００３２】本発明の好ましい実施形態によってさらに提供されるのは、核画像を補正する
ための減衰データを取得することを含む核画像化の方法であって、身体の第１の軸上の延長の部分で核放射データを取得すること、前記身体の関心の放射性領域の範囲を決定すること、および、前記決定された範囲に応じて、前記身体の第２の軸上の延長の部分で透過デー
タを取得すること、を含む。前記第２の軸上の延長の部分は、前記第１の軸上の
延長の部分よりも小さいことが好ましい。別の選択肢として又は追加として、範
囲を決定することは、平面の核放射画像を取得することを含む。別の選択肢とし
て又は追加として、範囲を決定することは、前記取得された核放射データから前
記範囲を決定することを含む。

【００３３】本発明の好ましい実施形態において、前記透過データはＸ線発生源を用いて取
得される。別の選択肢として又は追加として、前記透過データはガンマ線発生源
を用いて取得される。

【００３４】本発明の好ましい実施形態によってさらに提供されるのは、核画像を補正する
ための減衰データを取得する方法であって、身体内の関心の器官の範囲を決定すること、前記関心の器官よりも広い前記身体の第１の軸上の延長の部分で核放射データ
を取得すること、および、前記決定された前記器官の範囲に応じて、前記第１の部分よりもかなり小さな
第２の部分である、前記身体の第２の軸上の延長の部分で透過データを取得する
ことを含む。範囲を決定することは、平面Ｘ線画像を取得することを含むことが
好ましい。別の選択肢として又は追加として、前記透過データは、Ｘ線発生源を
用いて取得される。別の選択肢として又は追加として、範囲を決定することは、
平面の透過ガンマ線画像を取得することを含む。別の選択肢として又は追加とし
て、前記透過データは、ガンマ線発生源を用いて取得される。別の選択肢として
又は追加として、範囲を決定することは、平面の核放射画像を取得することを含
む。

【００３５】本発明の好ましい実施形態において、範囲を決定することは、前記取得された
核放射データから前記範囲を決定することを含む。

【００３６】本発明の好ましい実施形態によってさらに提供されるのは、対象物の核医学画
像を生成する方法であって、核画像データが前記対象物の周りで回転するガンマカメラヘッドによって取得
される状態で、核断層画像を生成するのに適した核画像化データを取得すること
、前記対象物の周りで回転するＸ線発生源により放射線を照射される検出器によ
ってＸ線画像化データが取得される状態で、前記ガンマカメラ画像の減弱補正の
ためにＸ線断層画像を生成するのに適したＸ画像化データを取得すること、前記Ｘ線が生成される間、前記ガンマカメラの感度を減少させること、および
、前記核画像化データおよび前記Ｘ線画像化データを利用して、減弱補正された
核医学画像を再構成することを含む。前記ガンマカメラヘッドは、ダイノードを
有する複数の光電子増倍管を含み、前記感度を減少させることは、前記ダイノー
ドの電圧を減少させることを含むことが好ましい。

【００３７】本発明の好ましい実施形態によってさらに提供されるのは、対象物の核医学画
像を生成する方法であって、核画像データが前記対象物の周りで回転するガンマカメラヘッドによって取得
される状態で、核断層画像を生成するのに適した核画像化データを取得すること
、複数の回転に関して、前記対象物の周りで回転するＸ線発生源により放射線を
照射される検出器によってＸ線画像化データが取得される状態で、前記ガンマカ
メラ画像の減弱補正のためにＸ線断層画像を生成するのに適したＸ画像化データ
を取得すること、平均化されたＸ線画像化データを生成するために、前記Ｘ線発生源の様々な回
転で得られた同一視野のＸ線画像化データを平均化すること、前記核画像化データおよび前記平均化されたＸ線画像化データを利用して、減
弱補正された核医学画像を再構成すること、を含む。好ましくは、前記方法は、
物理的な変数を基準にして前記Ｘ線データをくくりつけることを含み、前記平均
化は前記同一のくくりつけおよび同一の視野を有するデータについて実行される
。別の選択肢として又は追加として、前記方法は、物理的な変数に応じてＸ線を
ゲート制御することを含む。

【００３８】本発明の好ましい実施形態によってさらに提供されるのは、患者の減弱補正さ
れた核医学画像を生成するための装置であって、軸周りの複数の位置で核断層画像を生成するのに適した核画像データを取得す
る複数のガンマカメラヘッドと、軸周りの複数の位置で、前記核断層画像の補正のために減衰画像の生成に適し
たＸ線データを取得する、少なくとも１つのＸ線ＣＴイメージャと、を備え、前記Ｘ線ＣＴイメージャは固定アノードのＸ線管を備える。

【００３９】本発明の好ましい実施形態によってさらに提供されるのは、透過および放射画
像化システムを位置合わせするための位置合わせ模型であって、十分に減衰させる複数の空隙が形成された模型胴体と、前記空隙を埋める放射性の物質と、を備える。前記空隙の少なくとも１つは細
長い空隙であることが好ましい。別の選択肢として又は追加として、前記空隙の
少なくとも１つは球形の空隙である。別の選択肢として又は追加として、前記模
型は、前記空隙から軸上でオフセットされた複数の放射線不透過のマーキング部
材を含む。

【００４０】本発明の好ましい実施形態において、前記模型は、このような空隙を少なくと
も３つ含む。前記模型は、このような空隙を少なくとも４つ含むのが好ましい。
前記模型は、前記空隙を少なくとも６つ含むのが好ましい。

【００４１】本発明の好ましい実施形態によってさらに提供されるのは、核放射画像化シス
テムおよび透過画像化システム間の座標変換を決定する方法であって、前記核放射画像化システムで画像化可能な要素および前記透過画像化システム
で画像化可能な要素を有する模型を提供すること、前記模型の放射および透過画像を提供するために前記システムの両方によって
前記模型を画像化すること、および、前記放射および透過画像の比較から前記変
換を決定すること、を含む。前記透過画像はＸ線画像であることが好ましい。別
の選択肢として又は追加として、前記透過画像はガンマ線画像である。

【００４２】本発明の好ましい実施形態において、前記模型は、複数の空隙が形成された模型胴体と、前記空隙を埋める放射性物質と、を備える。前記模型は、前記空隙から軸上で
オフセットされた複数の放射線不透過のマーキング部材を含むことが好ましい。
別の選択肢として又は追加として、前記空隙の少なくとも１つは細長い空隙であ
る。別の選択肢として又は追加として、前記空隙の少なくとも１つは球形の空隙
である。本発明の好ましい実施形態において、前記放射性物質は放射線不透過である。

【００４３】［好ましい実施形態の詳細］図１（ａ）および（ｂ）は、本発明の好ましい実施形態による、減弱補正を伴
うガンマカメラシステム１０の端面図を表し、図２は側面図を表す。カメラシス
テム１０は、ガンマカメラヘッド１２および１４のペアと、Ｘ線画像化システム
１６とを好ましくは備えている。システム１６は、Ｘ線源１８と、アレイ２０内
に配列された複数のＸ線検出器とを好ましくは備えている。カメラヘッド１２お
よび１４とシステム１６は、図１−２に示すように、同じガントリ２２に好まし
くは取り付けられている。しかしながら、（本発明の上記の側面を全て具体化し
ているわけではないであろう）本発明のいくつかの好ましい実施形態に関して、
カメラヘッドおよびＸ線システムは、異なるガントリに取り付けられる。本発明
のいくつかの好ましい実施形態に関して、単一のガンマカメラしか必要でない。
他の場合は、回転軸の周囲で等間隔に配置された３つまたは４つのヘッドが用い
られる。

【００４４】患者は（図１−２に示されていない）、カメラヘッド１２および１４とシステ
ム１６の回転軸に沿って前進するテーブル１０２上に好ましくは置かれる。血流
（静脈注射）または肺（呼吸）を介してのような従来の手段によって、または、
当技術分野で知られた他の手段によって、放射性同位元素が患者の内部で選択的
に位置を与えられる。ヘッド１２および１４は、放射性同位元素によって発生さ
れたガンマ線に応じて核画像化データ信号を発生する。

【００４５】同様に、Ｘ線源１８は患者に放射線を照射し、アレイ２０は、患者を通過した
後、Ｘ線検出器２０に当たる発生源１８からのＸ線に応じてＸ線データ信号を発
生する。

【００４６】図１（ａ）および（ｂ）に示されるように、ヘッド１２および１４間の角度は
、従来の手段を用いて、好ましくは９０度と１８０度の間で調整可能である。さ
らに、ヘッド間の距離は調整することができ、ヘッドのそれぞれの（または両方
一緒の）横断方向の位置は、従来の機械的な構造を用いて調整可能である。別の
選択肢として、ヘッドは、図１（ａ）および（ｂ）の位置の１つに固定される。
さらに別の選択肢として、３つのガンマカメラが提供されても良い。つまり、図
１（ｂ）に示された２つに、第３のカメラを、図示された２つのカメラの下方の
間に加えたもの。

【００４７】加えて図３を参照すると、本発明の好ましい実施形態において、核エネルギー
信号およびＸ線信号は、それぞれ信号線２８および３０上にデジタル信号を生成
するために、デジタイザ２４（および２４’）および２６によってデジタル化さ
れる。デジタイザ２４および２６によるデジタル化には、当技術分野で知られた
いくつかの信号処理および／または画像のプリプロセスが先行しても良い。本発
明の好ましい実施形態において、信号線２６および２８上の信号は、マルチプレ
クサ３２でマルチプレクスされ（およびさらに圧縮されても良い）、転送システ
ム３６を経由してコンピュータ３４に供給される。別の選択肢として、Ｘ線およ
び放射データ（SPECT/PET）の１つまたは両方が、対応のハードウェア／ソフト
ウェアにおいてプリプロセスを行われ、それから、マルチプレクサ３２に供給さ
れる。本明細書に示されたほとんどの実施形態において、PETまたはSPECT画像化
を実行することができることが理解されるべきである。本発明の好ましい実施形
態において、ＮＭ画像化モードは、PETおよびSPECT間で切り換えることができる
。

【００４８】コンピュータ３４において、信号は、三次元（または二次元スライス）画像を
生成する（当技術分野で知られたアルゴリズムを用いる）処理のためにデマルチ
プレクス（および必要であれば復元）される。ディスプレイ３８に表示すことの
できる画像は、コンピュータのメモリに格納される。または両方が行われる。核
画像は、介在する組織および骨の減衰を補正されるのが好ましい。三次元減衰画
像は、透過（Ｘ線）信号から生成されたデータから生成される。このような補正
は、当技術分野で知られたアルゴリズムの全てを用いることができる。

【００４９】一般的に、核医学データは、未処理のデータ（光電子増倍管またはカメラヘッ
ドの画素化された検出器の出力）、または、ヘッド上の検出された核イベントの
計算された位置（未補正の位置またはカメラヘッド歪みを補正された位置のどち
らか）を含むことができる。核画像および透過（減衰）画像の生成において、カ
メラヘッドおよびＸ線システムの角度の位置、および、ヘッドおよびＸ線システ
ムを基準とするテーブルの線上の位置は、コンピュータ３４によって考慮に入れ
られる。これらの位置は、トランスデューサまたはエンコーダによって、または
当技術分野で知られた他の手段によって測定されるのが好ましい。

【００５０】本発明の好ましい実施形態において、同じＣＰＵおよび／または他のハードウ
ェアインフラストラクチャが、核医学画像およびそれを補正するために用いられ
る減衰画像の両方の生成において用いられる。別の選択肢として又は追加として
、同じソフトウェアが、三次元核医学および減衰画像を生成するために用いられ
る。一般的に、Ｘ線ＣＴ再構成およびSPECT再構成で用いられる再構成アルゴリ
ズムは、同一であるかまたは非常に似ている。いくつかのタイプのPET再構成も
また、いくつかのＣＴ再構成に用いられるものと同じアルゴリズムを用いる。一
般的に、同一のハードウェア、そしてある程度までの同一のソフトウェアの使用
は、総システムコストの低下を可能にする。もちろん、上述のように、これらの
有利な点を達成することは、データがマルチプレクスされ、および同一の信号線
または伝送チャンネル上で伝送されることを必ずしも必要としない。

【００５１】しかしながら、本発明の好ましい実施形態において、デジタイザ２４および２
６、信号線２８および３０、およびマルチプレクサ３２は、ガントリ３０の移動
部分に取り付けられる。このように、１つの転送システム３６のみしか必要でな
いならば、システムの複雑さおよびコストの相当な節約になる。本発明の好まし
い実施形態において、転送システム３６はスリップリングシステムを備える。本
発明の代替の好ましい実施形態において、転送システムは無線または光リンクを
備える。別の選択肢として、転送システムは、カメラヘッドが回転すると解ける
カール伝送ラインを備える。とにかく、単一リンクの使用は、コンピュータへの
データの転送をシンプルにし、および転送システムの複雑さを減少させる。

【００５２】本発明の好ましい実施形態において、核画像化信号およびＸ線信号は、患者の
異なる範囲で取得されるのが好ましい。本発明の好ましい実施形態において、透
過データは、重要な核活動が示されまたは予測することができる軸上スライスに
ついてのみ取得される。他のスライスについては減弱補正データは取得されず、
核画像は減衰について補正されない。このいっそう限定された透過データの取得
は、患者がＸ線を照射されるのが、より短い時間となり、また身体のより小さな
部分となることを意味している。

【００５３】透過データが取得される患者の身体の部分は、多数のやり方で決定することが
できる。例えば、関心の器官の位置を捜すために、一次元透過Ｘ線“SCOUT”画
像が取得されても良い。SCOUT画像は、コンピュータ３４によって“集められ”
、ディスプレイ３８に表示されるのが好ましい。本発明の好ましい実施形態にお
いて、オペレータは、画像上で器官の範囲をコンピュータ３４に指示する。コン
トローラ４０は、コンピュータ３４からコマンドを受信し、コマンドに応答して
、放射が減衰の補正を必要とするそのような軸上位置に関してのみ、Ｘ線源１４
を作動させる。患者は、器官または他の関心の領域の軸上範囲でのみＸ線を照射
される。

【００５４】別の選択肢として又は追加として、未補正の核画像または平面核画像が最初に
取得され表示される。核活動の領域の範囲は、オペレータによってまたはコンピ
ュータによって自動的にかのどちらかで決定される。次に、透過画像は、上に示
されるように、この軸上の領域のみのために取得される。

【００５５】別の選択肢として、核データは、透過データを取得すべきかどうかを決定する
ために、スライス毎を基本として、核活動について解析される。なお、本発明の好ましい実施形態ではＸ線透過システムが利用されているが、
削減された透過放射露出の有利な点は、放射性核種の発生源が透過画像化に用い
られるときにも達成することができる。透過画像化データが必要でないときには
、放射性核種の発生源を覆うためにシャッタが用いられるのが好ましい。

【００５６】別の選択肢として又は追加として、本発明の好ましい実施形態では、Ｘ線ＣＴ
透過画像への品質要求条件をこのような画像に一般に要求される条件以下に低下
させることによって、患者に放射線を照射するために用いられるＸ線エネルギー
をさらに減少させることができる。一般的に、ＣＴ画像は、高画質減衰画像の再
構成を可能とするために、比較的高いＸ線エネルギーで取得される。しかしなが
ら、核医学画像の補正に利用される減衰画像は、画質を低下させて核画像の画質
レベル（空間解像度、信号対ノイズおよび他のこのようなファクタ）に合わせて
も良い。このように、標準的なＣＴ画像化が10-20 lp/cmの解像度に適したＸ線
レベルを利用する一方で、減弱補正には、1-3またはさらに4lp/cmの空間解像度
で十分である。追加として、1-5ハウンスフィールド値のRMSノイズレベルがＣＴ
画像化には一般に要求されると考えられる一方で、減弱補正のＣＴ画像化が必要
とするのは、約10,20,50,100またはさらに200のハウンスフィールド値のノイズ
レベルにすぎない。その結果、“標準的な”ＣＴシステムよりも非常に低いエネ
ルギーおよびパワー要求条件を持つＸ線システムとなる。重要なことには、患者
が晒される透過発生源からの放射の量は、大きく減じられる。さらに、必要な調
整精度は減じられた解像度に比例して減少するので、ＣＴシステムに要求される
調整精度もまた減じられる。これらの減じられた要求条件は、ＣＴシステムに対
する標準的で精密な機械的必要条件なしに、核医学ガントリ上に適切なＣＴシス
テムを取り付けることを可能にする。本明細書において用いられるとき、用語“エネルギー”は“パワーかける時間
”を意味し、フォトンエネルギーを意味しないことに留意すべきである。

【００５７】必要な総エネルギーに加えて必要なパワーを減少させることによって、さらな
る重量の削減を達成することができる。特に、ＣＴ画像化が一般に２Ｈｚまでの
回転速度で実行される一方で、減弱補正のためのＣＴ画像化は、核画像化データ
の取得で利用されるものに合った回転速度で実行することができる（以下で記述
するように、いくつかの状況のもとで）。これらの回転速度は、毎分３サイクル
であっても良いが、一般にはそれよりも低い。したがって、通常のＸ線ＣＴ回転
速度は、通常のＮＭ回転速度および本発明の実施形態で用いられるそれらの回転
速度より１桁以上速い回転速度である。

【００５８】エネルギーの削減は、多くのやり方のうちの１つで達成することができる。１
つのやり方は、ＣＴのパワーを減少させることである。このことは、結果として
低コストで低い重量のＸ線システム（例えば、（移動するローターに高電圧を送
ることを避けるために）好ましくはガントリのローターに取り付けられた、固定
アノードの管および／またはより小さなパワー供給源を用いる）をもたらすので
、総合のエネルギーが減少されないとしても有利である。

【００５９】パワーを減少させる１つのやり方は、パワーのより低いＸ線発生源を用いるこ
とである。このことは、実質的にシステムの重量とコストを削減する。より低コ
ストの固定アノードＸ線管を用いても良い。別の選択肢としてまたは追加として
、管への電源供給源は、ローター上に、好ましくはローター上の管と一体化して
取り付けられる。このことは、Ｘ線供給のためローターに、高電圧ではなくて、
通常電源電圧を転送することを可能にする。別の選択肢として、より高パワーの
管が用いられ、管は短時間のみ（低デューティサイクル）パルス化されても良い
。このパルス化は、例えばＸ線システムがデータ取得される位置にきたとき行わ
せることができる。このことはまた、同一のまたは類似の利点を持つシステムを
可能にする。

【００６０】本発明の好ましい実施形態において、核画像化およびＸ線画像化システムの相
対的な回転速度は、取得される画像のタイプに依存して、改善された画像を提供
するために制御されおよび最適化される。特に、この実施形態によるシステムは
、以下の１以上のモードで動作することができる。１）ゲート制御無しＮＭ画像化モード。このモードでは、Ｘ線検出器は、ＮＭ
検出器と共に回転するか、または、Ｘ線検出器は、多数の回転を行い、同じ視野
の異なる回転でのデータが平均される。２）ＣＴデータが高回転速度モードで取得され、それぞれの視野のデータが、
呼吸ゲート制御期間の１つと対応付けられる呼吸ゲート制御のＮＭ画像化モード
。このモードでは、ノイズの多い画像になったとしても、平均化されていないＣ
Ｔデータが高解像度を生成するために用いられても良い。３）ＣＴデータが、患者が息を止めている間の１またはほんの僅かな回転の間
で取得される、呼吸ゲート制御のＮＭ画像化モード。その後ＣＴ画像は、この（
息を止めている）条件に一致するＮＭ画像を補正するために使用される。４）ＣＴデータが、データの平均化を伴いつつ、低回転速度モード、または、
低回転速度モードをシミュレートするためのデータ平均化を伴う高回転速度モー
ドのどちらかで取得される、心拍ゲート制御のＮＭ画像化モード。このモードで
は、減衰データは心周期とは関係しない。しかしながら、ＣＴ画像は、心周期で
平均化されたデータに基づく。５）ＮＭデータと同一または類似のくくりつけにしたがうＣＴデータのゲート
制御を伴う、ＣＴデータが高回転速度モードで取得される心拍ゲート制御のＮＭ
画像化モード。

【００６１】本発明の好ましい実施形態において、コンピュータ３４にはユーザ入力４２が
提供される。ユーザは、上記の回転速度の関係の１以上を有するであろう一連の
プロトコルのうちの１つを選択することができる。

【００６２】本発明の１つの好ましい実施形態において、核医学およびＸ線システムは、１
つの回転部材に取り付けられる、したがって一緒に回転する。このようなシステ
ムに関して、Ｘ線および核医学画像データを（当技術分野で一般的な）様々な回
転速度で取得するためには、核医学システムを、このようなシステムで通常とさ
れる速度よりもはるかに高い速度で回転させることが必要になる。このことは、
ガンマカメラシステムを過度のストレスにさらすことに加えて、非常に重くおよ
びより高価なガントリを必要にする。

【００６３】したがって、本発明の好ましい実施形態において、２つの画像化システムを別
々に回転させるために手段が提供される。本発明の１つの好ましい実施形態にお
いて、上記の参照された米国特許5,391,877のように、２つの画像化システムは
別々のガントリに取り付けられる。他の実施形態では、１つのガントリが提供さ
れる。しかしながら、複数の様々な同心の軸受が提供される。これらの１つは、
画像化システムの１つが固定の基準に対して回転することを可能にすると同時に
、他のものは、第１の画像化システムを基準に第２の画像化システムが回転する
ことを可能にする。このことは、例えば、ガンマカメラシステムを、ガントリの
固定部分に取り付けられた、軸受上で回転する外輪に取り付けることによって達
成されても良い。Ｘ線システムは、外輪に取り付けられた軸受上で回転する第２
の輪に取り付けられても良い。輪は、別々のモータで駆動される。この構造は、
２つのシステムが共通軸の周りで回転することを確実にし、このことは、画像化
システムの位置合わせおよび関係付けの助けとなる。

【００６４】本発明の好ましい実施形態において、回転する装備の全てに電源供給するため
に、１つの電源ラインが使用される。図３に示されるように、透過データが要求
されるとき、コントローラ４０はＸ線システムを作動させる。また、コントロー
ラ４０は、Ｘ線検出器電子回路およびガンマカメラヘッドに電源を分配するため
に用いられても良い。ガントリの移動部分のための単一の電源ラインの使用は、
複雑さおよびコストが削減されたシステムをもたらす。ライン電源は、例えばス
リップリングを利用して転送されても良い。或いは、ヘッドおよびＸ線システム
が回転するときに解けるカールケーブルを利用して転送されても良い。複数のコ
ントローラに機能が分配されているであろうコントローラ４０は、移動部分に位
置しているのが好ましく、また、上述のようにデータ転送に用いられる、同一の
マルチプレクスされた伝送リンクを介してそのコマンドを受け取るのが好ましい
。

【００６５】本発明の好ましい実施形態において、核医学システムは、次のいくつかのモー
ドのういちの１つで動作することができる。１）PET- 核検出器は、大きな角度の同時発生イベントをブロックするために、
一または二次元の広く間隔を置かれた隔壁を装備しているのが好ましい。別の選
択肢として、隔壁は用いられない。同時発生イベントは、検出器１２および１４
の１以上の回転の間で取得される。２）SPECT- 核検出器は、ガンマ線放射を検出するために、マルチチャンネルコ
リメータを装備される。検出器は単一で用いられても良いし、９０度または１８
０度離した構造で一緒に用いられても良い。一連の視野が、患者の少なくとも１
８０度の周りで取得される（９０度検出器構造については、ガントリの９０度の
回転しか必要でない）。それぞれの視野において、検出器１２および１４は、画
像の解像度を改善するために患者の近くに移動させることができる。３）全身- 上記のそれぞれのPETおよびSPECTにおいて、検出器は、400-500mmの
大きな軸上距離を画像化する。患者を軸方向に平行移動させることによって、よ
り広い領域をカバーすることができる。この軸方向の平行移動は、検出器１２お
よび１４の回転の間で段階的に、または螺旋モードで検出器を回転させる間に連
続的に実行することができる。

【００６６】上記のそれぞれのモードで、ＮＭデータは、Ｘ線透過画像化で得られたＸ線減
衰データを用いて補完することができる。Ｘ線画像は、SPECTまたはPET画像の前
、その最中、またはその後に取得することができる。以上に示されたように、Ｘ
線画像はスキャンの軸上の長さの一部分のみで取得されても良く、また、段階お
よび撮影、または螺旋モードで取得されても良い。

【００６７】放射および透過スキャンは、互いに織り交ぜられるか、または放射シーケンス
の全てが一度に行われても良い。より長いスキャンについては、身体の様々な部
分で、同時の透過および放射画像化が行われても良い。

【００６８】本発明の好ましい実施形態において、Ｘ線がオンである間、光電子増倍管（PM
T）はオフされるか、または感度が減じられる。Ｘ線流量は非常に大きく、PMTを
飽和させることおよびPMTの目をくらましすることができるので、このことは望
ましい。１つの可能な方法は、PMTを完全にオフすることである。しかしながら
、PMTがオフされると、カメラは、再びオンした後、安定するのにかなりの時間
を要する。本発明の好ましい実施形態において、PMTダイノード電圧が減じられ
、したがってPMTのゲインをかなり減少させ、PMTが目くらましされること、およ
びPMTへのダメージを回避する。追加として又は別の選択肢として、検出器の上
にＸ線フィルタが配置されても良い。しかしながら、Ｘ線の大きな流量のために
、このことはそれだけでは十分とは限らない。

【００６９】本発明の好ましい実施形態によるＸ線ＣＴ画像化システムの位置合わせおよび
取り付けは、図４−１０を参照して説明される。図４は、Ｘ線システムを取り付ける前のシステム１０を示している。図示され
ているように、ガンマカメラヘッドは既に取り付けられているが、位置合わせが
クリティカルではないガンマカメラヘッドは、Ｘ線システムの取り付けの後に取
り付けても良い。図４において、（Ｘ線システムが取り付けられるべき）ガント
リの回転部分（ローター）は符号５０で示され、システムの静止した部分（ステ
ーター）は符号５２で示されている。

【００７０】図５に示される位置合わせプロセスの第１段階は、ガントリの回転の中心に対
する基準の確定である。良く知られているように、ＣＴ画像化システムの精度は
、回転軸を基準とするＸ線発生源および検出器の正確な配置に依存する。

【００７１】ロッド５４は、ロッド調整装置５６上に取り付けられ、固定の基準にしっかり
取り付けられる。例えば、ロッド調整装置５６は、ブラケット５８を介してステ
ーター５２に取り付けられても良い。ロッド調整装置は、ロッド５４が取り付け
られる、２つの間隔を置かれた別々のx-y横断の平行移動機構６０および６２を
備える。２つのインジケータ６４および６６は、ローター５０に取り付けられ回
転される。平行移動機構６０および６２は、ローターが回転されるとき、ロッド
５４が中心に位置するまで調整される。xおよびyセンタリングの別々の調整が必
要である。ロッドが中心に置かれた後、インジケータおよびそれらが取り付けら
れるブラケットは取り外される。

【００７２】図６は、ロッド５４のセンタリングの調整後のシステム１０の端面図を示して
いる。ロッド調整デバイス５６は、図６に示されていないけれども、ロッド５４
を保持している。Ｘ線検出器支持部材６８およびＸ線源支持部材７０は、ロータ
ー５０に取り付けられている。支持部材６８および７０の位置決めは、それぞれ
複数の接着剤ポケット７２を用いてなされる。これらのポケットは、図７に符号７４で示された接着剤（例えば強力エポキシ
）で埋められている。

【００７３】図８は、支持部材６８および７０の複数の取付けインサート７６の取り付けを
示している。本発明の好ましい実施形態によれば、以下で記述するように、Ｘ線
源１８およびアレイ２０は、取付けインサート７６に取り付けられる。図８に示
された段階は、ロッド５４への参照によって、インサート７６をシステムの回転
の中心と心合わせすることを確実にする。

【００７４】ブリッジ７８は、ロッド５４に取り付けられている。ブリッジ７８は、ロッド
５４の直径にぴったりと合うサイズの中心穴を有する。インサートホルダー８０
はブリッジ７８に取り付けられ、ロッド５４と向かい合った精密な位置でインサ
ート７６を支持する。インサート７６をホルダー８０に取り付けるための手段は
示されていないが、それらは通常、取付け用のネジ、およびインサートホルダー
上でのインサートの位置合わせのためのピンを含んでいる。ブリッジは、検出器
１２および１４の中心を接続するラインにほぼ垂直になるまで回転される。この
調整はクリティカルではなく、目視で行っても良い。また、ブリッジは、インサ
ートがおよそポケット７２内で中心になるまで、ロッド５４に沿って軸線上で移
動される。この調整もまたクリティカルではない。

【００７５】接着剤は、固まり硬化するようにされる。接着剤が十分に硬化したとき、ブリ
ッジ７８およびホルダーは、インサートがローター５０に接着剤７４で接続され
た状態で、ロッド５４およびインサート７６から取り外される。しかしながら、
接続の方法のために、インサートはロッド５４と位置合わせされ、それによって
ローター５０の回転中心と位置合わせされる。

【００７６】図９は、支持部材６８および７０に取り付けられたインサート７６を示してい
る。インサート７６は、検出器アレイ２０およびＸ線発源１８を取り付けるため
の、複数のピン８２およびねじ山８４を備える。図９にはピンおよびねじ山の特
定の配列が示されているけれども、押込み式の位置決めをおよび堅い取付けを提
供するピンおよびねじ山のあらゆる配列が用いられても良い。

【００７７】図１０は、取り付けの後のＸ線源１８および検出器アレイ２０を示している。
Ｘ線源１８および検出器アレイ２０は、保持ねじ８６および保持ナット８８によ
ってインサート７６に取り付けられている。ピン８２は、発生源１８および検出
器アレイ２０の筐体の照合穴に一致する。Ｘ線管および検出器の位置および方向
は、Ｘ線源と検出器アレイの追加の調整が必要なくなるように、これらの穴を用
いて、工場内において綿密に位置合わせされる。

【００７８】結果としてもたらされる位置および位置合せの標準化は、このような交換が必
要になるとき、Ｘ線源および／または検出器の簡単なフィールド交換を可能にす
る。

【００７９】本発明の好ましい実施形態において、核医学画像化システムおよびＸ線画像化
システムの座標系の相対的な位置は、統合型のＸ線／ＮＭ模型を両方のシステム
で画像化することによって決定される。模型におけるＮＭおよびＸ線特性の間で
の既知の関係に基づいて、座標系間での変換が決定される。好適な模型は、複数
の空隙または放射性物質を含有する他の要素で形成される。このような要素は、
ＣＴおよびＮＭシステムの両方によって画像化される。放射性物質は、Ｘ線に対
して不透過であるのが好ましい。好ましくは軸平面に位置している、少なくとも
３つのこのような要素が、通常はシステムを位置合せするのに十分である。4-6
の要素が、平均化を可能にするために、および軸上のスキューを補正するために
提供されるのが好ましい。本発明の好ましい実施形態において、空隙は球形であ
る。別の選択肢として又は追加として、空隙の少なくともいくつかは、細長い空
隙である。別の選択肢として又は追加として、既知の位置関係を有する別々の要
素が、変換を決定するために用いられる。別の選択肢として又は追加として、模
型は、軸上で前記空隙からオフセットされた複数の放射不透過のマーキング部材
を含む。

【００８０】実際には、位置合せ情報が、患者（ベッド）の位置が２つの取得のために自動
的に制御される、統合型のＣＴ/ＮＭプロトコルを制御するために用いられる。上述された接続の方式は、インサート７６を接続するために好まれるが、本発
明のいくつかの好ましい実施形態では、シムまたはそれに類似するものを用いた
より一般的な位置決めが用いられても良い。

【００８１】本発明のいくつかの好ましい実施形態において、患者のための開口は、通常の
Ｘ線ＣＴ装置よりも小さい。アーム支持装置（患者の腕を包むことによって患者
の放射方向の範囲をフレーム内に制限するフレーム）が提供されるのが好ましい
。

【００８２】記述されたＣＴシステムは、シングルスライスＣＴ、または、複数の列の検出
器がＣＴデータの多数スライスの１度での取得を可能にするマルチスライスＣＴ
であっても良い。或いは、検出器の広いアレイが提供され、コーンビームのＸ線
が、ＮＭ検出器と類似のまたは同一の視野を画像化するために用いられても良い
。

【００８３】本発明は、例証として提供され、本発明の範囲を限定することを意図するもの
でないその好ましい実施形態の、非限定の詳細な記述を用いて記載されてきた。
当業者であれば記載された実施形態の変形に気付くことであろう。また、本発明
の好ましい実施形態は、ある特徴のグループを持つものとして記述されてきたが
、本発明のいくつかの好ましい実施形態は、より少ない特徴、または特徴の他の
組み合わせを含んでいても良い。また、“備える”、“含む”、および“有する
”またはそれらの同一語源の語は、“非限定的に含んでいる”ことを意味してい
る。本発明の範囲は、特許請求の範囲によってのみ限定される。

【図面の簡単な説明】

【図１】本は発明の好ましい実施形態による、減弱補正を用いるガンマカメラシステム
の端面図である。

【図２】図１（ａ），（ｂ）のガンマカメラシステムの側面図である。

【図３】図１−２のシステムに関しての、情報の転送、制御および画像再構成のための
回路の模式図である。

【図４】本発明の好ましい実施形態によるＸ線ＣＴ画像化システムの位置合せを表して
いる。

【図５】本発明の好ましい実施形態によるＸ線ＣＴ画像化システムの位置合せを表して
いる。

【図６】本発明の好ましい実施形態によるＸ線ＣＴ画像化システムの位置合せを表して
いる。

【図７】本発明の好ましい実施形態によるＸ線ＣＴ画像化システムの位置合せを表して
いる。

【図８】本発明の好ましい実施形態によるＸ線ＣＴ画像化システムの位置合せを表して
いる。

【図９】本発明の好ましい実施形態によるＸ線ＣＴ画像化システムの位置合せを表して
いる。

【図１０】本発明の好ましい実施形態によるＸ線ＣＴ画像化システムの位置合せを表して
いる。

【符号の説明】

１０ガンマカメラシステム１２，１４ガンマカメラヘッド１８Ｘ線発生源２２ガントリ２０アレイ

【手続補正書】特許協力条約第３４条補正の翻訳文提出書

【提出日】平成１３年８月２１日（２００１．８．２１）

【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

【補正の内容】

【特許請求の範囲】

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者ロン・アルバートイギリス国ビーコンスフィールドエイチピー１ティーピーティルスワースロード 51 (72)発明者ハジャジ・ベニーイスラエル国ゾラン 42823 イラノットストリート 34 (72)発明者ワイナー・ナオールイスラエル国ジチロンヤーコフ 30900 ハザイトストリート 34 (72)発明者ヘフェツ・ヤーロンイスラエル国ヘルツェリア 46498 ショシャニムストリート 14 (72)発明者ベルラド・ギデオンイスラエル国ハイファ 34986 ビラムストリート 11／52 (72)発明者ヤクボフスキー・レオニドイスラエル国キリヤトビアリク 27203 ダリアストリート９／14 Ｆターム(参考） 2G088 EE02 FF02 FF04 FF07 GG20 JJ05 JJ06 JJ22 JJ23 KK33 KK39 LL08 LL28 4C093 AA22 EC42 FC11 FD20 FF01 FF05 FG09

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】対象物の核医学画像を生成する方法であって、平均の第１速度で前記対象物の周りを回転するガンマカメラヘッドによって核
画像データが取得される状態で、核断層画像の生成に適した核画像化データを取
得すること、前記第１速度の１０倍の範囲内である平均の第２速度で前記対象物の周りを回
転するＸ線発生源により放射線を照射される検出器によってＸ線画像化データが
取得される状態で、前記ガンマカメラ画像の減弱補正のためのＸ線断層画像の生
成に適したＸ線画像化データを取得すること、および、前記核画像化データおよびＸ線画像化データを利用して、減弱補正された核医
学画像を再構成すること、を含む方法。
【請求項２】前記第２速度および前記第１速度は実質的に同一である、請
求項１に記載の方法。
【請求項３】前記第１および第２速度は同一である、請求項１に記載の方
法。
【請求項４】対象物の核医学画像を生成する方法であって、前記対象物の周りを回転するガンマカメラヘッドによって核画像データが取得
される状態で、核断層画像の生成に適した核画像化データを取得すること、前記対象物の周りを回転するＸ線発生源により放射線を照射される検出器によ
ってＸ線画像化データが取得される状態で、前記ガンマカメラ画像の減弱補正の
ためのＸ線断層画像の生成に適したＸ線画像化データを取得すること、および、前記Ｘ線断層画像が約１０ハウンスフィールド値より上のＲＭＳノイズレベル
を持つ状態で、前記核画像化データおよびＸ線画像化データを利用して、減弱補
正された核医学画像を再構成すること、を含む方法。
【請求項５】前記ＲＭＳノイズレベルは１５ハウンスフィールド値より高
い、請求項４に記載の方法。
【請求項６】前記ＲＭＳノイズレベルは２０ハウンスフィールド値より高
い、請求項４に記載の方法。
【請求項７】前記ＲＭＳノイズレベルは５０ハウンスフィールド値より高
い、請求項４に記載の方法。
【請求項８】前記ＲＭＳノイズレベルは１００ハウンスフィールド値より
高い、請求項４に記載の方法。
【請求項９】前記ＲＭＳノイズレベルは２００ハウンスフィールド値より
低い、請求項４に記載の方法。
【請求項１０】前記Ｘ線断層画像は、体軸横断方向において約２lp/cmよ
り低い解像度を有する、請求項４から請求項９のいずれかに記載の方法。
【請求項１１】前記解像度は、約３lp/cmより低い、請求項１０に記載の
方法。
【請求項１２】前記解像度は、約４lp/cmより低い、請求項１０に記載の
方法。
【請求項１３】対象物の核医学画像を生成する方法であって、前記対象物の周りを回転するガンマカメラヘッドによって核画像データが取得
される状態で、核断層画像の生成に適した核画像化データを取得すること、前記対象物の周りを回転するＸ線発生源により放射線を照射される検出器によ
ってＸ線画像化データが取得される状態で、前記ガンマカメラ画像の減弱補正の
ためのＸ線断層画像の生成に適したＸ線画像化データを取得すること、および、前記Ｘ線断層画像が約２lp/cmより低い解像度を持つ状態で、前記核画像化デ
ータおよびＸ線画像化データを利用して、減弱補正された核医学画像を再構成す
ること、を含む方法。
【請求項１４】前記解像度は約３lp/cmよりも低い、請求項１３に記載の
方法。
【請求項１５】前記解像度は約４lp/cmよりも低い、請求項１３に記載の
方法。
【請求項１６】患者の減弱補正された核医学画像を生成するための装置で
あって、軸の周りでの第１の制御可能な回転速度で核断層画像を生成するのに適した核
画像データを取得する少なくとも１つのガンマカメラヘッドと、前記軸の周りで第２の制御可能な回転速度で、前記核断層画像の補正のための
減衰画像の生成に適したＸ線データを取得する少なくとも１つのＸ線ＣＴイメー
ジャと、以下の７つの動作モード、 (i)前記第１および第２の回転速度が同一であるゲート制御無しのＮＭ画像化
モード、 (ii)前記Ｘ線検出器が複数の回転を行い、様々な回転についての前記Ｘ線取得
のそれぞれの視野からのデータが平均化される、ゲート制御無しのＮＭ画像化モ
ード、 (iii)前記第２の回転速度が前記第１の回転速度よりも実質的に速く、前記Ｘ
線取得のそれぞれの視野からのデータは、複数の呼吸ゲート制御期間のうちの１
つを対応付けられる、移動ゲート制御のＮＭ画像化モード、 (iv)患者が息を止めている間の１またはほんの僅かな回転の間でＣＴ画像が取
得され、前記ＣＴ画像はこの条件に一致するＮＭ画像を補正するために用いられ
る、呼吸ゲート制御のＮＭ画像化モード、 (v)前記第２の回転速度が前記第１の回転速度と実質的に同じであるか、また
は、前記第２の回転速度が前記第１の回転速度よりも実質的に速く、様々な回転
についての前記Ｘ線取得のそれぞれの視野からのデータが平均化され、この場合
において前記Ｘ線データは心拍周期とは関係付けられない、心拍ゲート制御のＮ
Ｍ画像化モード、 (vi)前記第２の回転速度が前記第１の回転速度よりも速く、前記Ｘ線データが
ＮＭデータと同一のくくりつけにしたがってくくりつけられる、心拍ゲート制御
のＮＭ画像化モード、 (vii)前記Ｘ線データが前記第２の回転速度が前記第１の回転速度と実質的に
同一であり、前記Ｘ線データは前記ＮＭデータと同じくくりつけにしたがってく
くりつけられる、心拍ゲート制御のＮＭ画像化モード、のうちの少なくとも２つを選択的に提供するために、データ取得、および、第１
および第２の回転速度を制御するコントローラと、を備える装置。
【請求項１７】前記コントローラは、前記動作モードのうちの少なくとも
３つを提供するために、前記データ取得、および、第１および第２の回転速度を
制御する、請求項１６に記載の装置。
【請求項１８】前記コントローラは、前記動作モードのうちの少なくとも
４つを提供するために、前記データ取得、および、第１および第２の回転速度を
制御する、請求項１６に記載の装置。
【請求項１９】前記コントローラは、前記動作モードのうちの少なくとも
５つを提供するために、前記データ取得、および、第１および第２の回転速度を
制御する、請求項１６に記載の装置。
【請求項２０】前記コントローラは、前記動作モードのうちの少なくとも
６つを提供するために、前記データ取得、および、第１および第２の回転速度を
制御する、請求項１６に記載の装置。
【請求項２１】前記コントローラは、前記動作モードの全てを提供するた
めに、前記データ取得、および、第１および第２の回転速度を制御する、請求項
１６に記載の装置。
【請求項２２】前記提供される動作モードは、少なくともモード(i)を含
む、請求項１６から請求項２０のいずれかに記載の装置。
【請求項２３】前記提供される動作モードは、少なくともモード(ii)を含
む、請求項１６から請求項２０のいずれかに記載の装置。
【請求項２４】前記提供される動作モードは、少なくともモード(iii)を
含む、請求項１６から請求項２０のいずれかに記載の装置。
【請求項２５】前記提供される動作モードは、少なくともモード(iv)を含
む、請求項１６から請求項２０のいずれかに記載の装置。
【請求項２６】前記提供される動作モードは、少なくともモード(v)を含
む、請求項１６から請求項２０のいずれかに記載の装置。
【請求項２７】前記提供される動作モードは、少なくともモード(vi)を含
む、請求項１６から請求項２０のいずれかに記載の装置。
【請求項２８】前記提供される動作モードは、少なくともモード(vii)を
含む、請求項１６から請求項２０のいずれかに記載の装置。
【請求項２９】Ｘ線画像化機能を有する核医学カメラであって、ガントリに取り付けられた少なくとも１つのガンマカメラと、前記同一のガントリに取り付けられたＸ線ＣＴイメージャと、を備え、前記少なくとも１つのガンマカメラと前記Ｘ線イメージャは、共通軸の周りを
様々な回転速度で同時に回転可能である。
【請求項３０】前記少なくとも１つのガンマカメラと前記Ｘ線イメージャ
は、共通軸の周りを同一の回転速度で同時に回転可能である、請求項２９に記載
の核医学カメラ。
【請求項３１】Ｘ線画像化機能を有する核医学カメラであって、一組のガンマカメラがそれらの間での制御可能な角度を有し、また断層核画像
の再構成のための核画像化データを取得することのできる、ガントリに取り付け
られ、軸周りで共通の第１の回転速度で共に回転することのできる一組のガンマ
カメラと、前記同一のガントリに取り付けられ、Ｘ線画像の再構成のためのＸ線画像化デ
ータを取得することのできるＸ線ＣＴイメージャと、前記ガンマカメラ間の角度を制御するコントローラと、を備える核医学カメラ。
【請求項３２】Ｘ線画像化機能を有する核医学カメラであって、ガントリのローターに取り付けられ、核画像を再構成するための核画像化デー
タを取得することのできる少なくとも１つのガンマカメラと、前記同一のガントリの回転部分に取り付けられ、Ｘ線画像の再構成のためのＸ
線画像化データを取得することのできるＸ線ＣＴイメージャと、前記ガントリの回転部分には位置していない画像処理回路と、前記核およびＸ線画像化データを前記回路に転送する共通のコンジットと、を備える核医学カメラ。
【請求項３３】前記ガントリの前記回転部分に取り付けられる追加画像処
理回路をさらに備え、前記追加回路は前記転送の前に前記Ｘ線および核画像化デ
ータの少なくとも１つに予備的な処理を施す、請求項３２に記載のカメラ。
【請求項３４】前記画象処理回路は、前記ＣＴおよびＮＭ画像を再構成す
るために用いられる、請求項３２に記載のカメラ。
【請求項３５】前記ＣＴおよびＮＭ画像を再構成するために共通回路が用
いられる、請求項３４に記載のカメラ。
【請求項３６】前記共通回路は同一のＣＰＵを備える、請求項３５に記載
のカメラ。
【請求項３７】前記ＣＴおよびＮＭ画像を再構成するために用いられる共
通のソフトウェアを含む、請求項３６に記載のカメラ。
【請求項３８】前記転送の前に前記核およびＸ線データをマルチプレクス
するマルチプレクサを含む、請求項３２に記載のカメラ。
【請求項３９】前記転送の後に前記核およびＸ線データをデマルチプレク
スするデマルチプレクサを含む、請求項３８に記載のカメラ。
【請求項４０】前記共通のコンジットはスリップリングを含む、請求項３
２から請求項３９のいずれかに記載のカメラ。
【請求項４１】前記共通のコンジットはワイヤレスリンクを含む、請求項
３２から請求項３９のいずれかに記載のカメラ。
【請求項４２】ＣＴイメージャをガントリに取り付ける方法であって、ガントリのローターの回転中心を決定すること、複数の取り付け部材を前記回転中心を基準として予め決定された位置に置くこ
と、および、前記取り付け部材を前記予め決定された位置に保持しつつ、前記取り付け部材
を前記ローターに接続すること、を含む方法。
【請求項４３】前記回転中心を基準とする位置決めジグを提供すること、
および、前記ジグに前記取り付け部材を接続すること、を含む請求項４２に記載の方法。
【請求項４４】前記回転中心に柱を置くこと、および、前記柱に前記ジグを取り付けること、を含む請求項４３に記載の方法。
【請求項４５】Ｘ線発生源を提供し、その発生源は、それの上の第１の取
付け基準を参照されて提供され、Ｘ線検出器を提供し、その検出器は、それの上の第２の取付け面を参照されて
提供され、および、前記Ｘ線発生源およびＸ線検出器を前記接続された取り付け部材に取り付ける
こと、を含む請求項４２から請求項４４のいずれかに記載の方法。
【請求項４６】前記取り付け部材は、前記第１および第２の取付け基準上
のマッチング部材と結合する位置合わせ部材を備える、請求項４５に記載の方法
。
【請求項４７】接続することは、接着剤でつけることを含む、請求項４２
から請求項４４のいずれかに記載の方法。
【請求項４８】接続することは、ネジを用いて接続することを含む、請求
項４２から請求項４４のいずれかに記載の方法。
【請求項４９】接続することは、接着剤でつけることを含む、請求項４５
に記載の方法。
【請求項５０】接続することは、ネジを用いて接続することを含む、請求
項４５に記載の方法。
【請求項５１】接続することは、接着剤でつけることを含む、請求項４６
に記載の方法。
【請求項５２】接続することは、ネジを用いて接続することを含む、請求
項４６に記載の方法。
【請求項５３】患者の減弱補正された核医学画像を生成するための装置で
あって、核断層画像を生成するのに適した、軸周りの複数の位置で核画像を取得する複
数のガンマカメラヘッドと、軸周りの複数の位置で、前記核断層画像の補正のための減衰画像を生成するの
に適したＸ線データを取得する、少なくとも１つのＸ線ＣＴイメージャと、前記核およびＸ線データを利用して減弱補正核画像を生成する画像処理回路と
、 SPECT画像が生成されるSPECTモードおよびPET画像が生成されるPETモードで選
択的に動作させるために、前記データ取得および画像処理回路を制御するコント
ローラと、を備える装置。
【請求項５４】核画像を補正するための減衰データを取得することを含む
核画像化の方法であって、身体の第１の軸上の延長の部分で核放射データを取得すること、前記身体の関心の放射性領域の範囲を決定すること、および、前記決定された範囲に応じて、前記身体の第２の軸上の延長の部分で透過デー
タを取得すること、を含む方法。
【請求項５５】前記第２の軸上の延長の部分は、前記第１の軸上の延長の
部分よりも小さい、請求項５４に記載の方法。
【請求項５６】範囲を決定することは、平面の核放射画像を取得すること
を含む、請求項５４または請求項５５に記載の方法。
【請求項５７】範囲を決定することは、前記取得された核放射データから
前記範囲を決定することを含む、請求項５４または請求項５５に記載の方法。
【請求項５８】前記透過データはＸ線発生源を用いて取得される、請求項
５４または請求項５５に記載の方法。
【請求項５９】前記透過データはガンマ線発生源を用いて取得される、請
求項５４または請求項５５に記載の方法。
【請求項６０】前記透過データはＸ線発生源を用いて取得される、請求項
５６に記載の方法。
【請求項６１】前記透過データはガンマ線発生源を用いて取得される、請
求項５６に記載の方法。
【請求項６２】前記透過データはＸ線発生源を用いて取得される、請求項
５７に記載の方法。
【請求項６３】前記透過データはガンマ線発生源を用いて取得される、請
求項５７に記載の方法。
【請求項６４】前記透過データはＸ線発生源を用いて取得される、請求項
５８に記載の方法。
【請求項６５】前記透過データはガンマ線発生源を用いて取得される、請
求項５８に記載の方法。
【請求項６６】核画像を補正するための減衰データを取得する方法であっ
て、身体内の関心の器官の範囲を決定すること、前記関心の器官よりも広い前記身体の第１の軸上の延長の部分で核放射データ
を取得すること、および、前記決定された前記器官の範囲に応じて、前記第１の部分よりもかなり小さな
第２の部分である、前記身体の第２の軸上の延長の部分で透過データを取得する
こと、を含む方法。
【請求項６７】範囲を決定することは、平面Ｘ線画像を取得することを含
む、請求項６６に記載の方法。
【請求項６８】前記透過データは、Ｘ線発生源を用いて取得される、請求
項６６または請求項６７に記載の方法。
【請求項６９】範囲を決定することは、平面の透過ガンマ線画像を取得す
ることを含む、請求項６６に記載の方法。
【請求項７０】前記透過データは、ガンマ線発生源を用いて取得される、
請求項６６または請求項６９に記載の方法。
【請求項７１】範囲を決定することは、平面の核放射画像を取得すること
を含む、請求項６６に記載の方法。
【請求項７２】範囲を決定することは、前記取得された核放射データから
前記範囲を決定することを含む、請求項６６に記載の方法。
【請求項７３】対象物の核医学画像を生成する方法であって、核画像データが前記対象物の周りで回転するガンマカメラヘッドによって取得
される状態で、核断層画像を生成するのに適した核画像化データを取得すること
、前記対象物の周りで回転するＸ線発生源により放射線を照射される検出器によ
ってＸ線画像化データが取得される状態で、前記ガンマカメラ画像の減弱補正の
ためにＸ線断層画像を生成するのに適したＸ画像化データを取得すること、前記Ｘ線が生成される間、前記ガンマカメラの感度を減少させること、および
、前記核画像化データおよび前記Ｘ線画像化データを利用して、減弱補正された
核医学画像を再構成すること、を含む方法。
【請求項７４】前記ガンマカメラヘッドは、ダイノードを有する複数の光
電子増倍管を含み、前記感度を減少させることは、前記ダイノードの電圧を減少
させることを含む、請求項７３に記載の方法。
【請求項７５】対象物の核医学画像を生成する方法であって、核画像データが前記対象物の周りで回転するガンマカメラヘッドによって取得
される状態で、核断層画像を生成するのに適した核画像化データを取得すること
、複数の回転に関して、前記対象物の周りで回転するＸ線発生源により放射線を
照射される検出器によってＸ線画像化データが取得される状態で、前記ガンマカ
メラ画像の減弱補正のためにＸ線断層画像を生成するのに適したＸ画像化データ
を取得すること、平均化されたＸ線画像化データを生成するために、前記Ｘ線発生源の様々な回
転で得られた同一視野のＸ線画像化データを平均化すること、前記核画像化データおよび前記平均化されたＸ線画像化データを利用して、減
弱補正された核医学画像を再構成すること、を含む方法。
【請求項７６】物理的な変数を基準にして前記Ｘ線データをくくりつける
ことを含み、前記平均化は前記同一のくくりつけおよび同一の視野を有するデー
タについて実行される、請求項７５に記載の方法。
【請求項７７】物理的な変数に応じてＸ線をゲート制御することを含む、
請求項７５に記載の方法。
【請求項７８】患者の減弱補正された核医学画像を生成するための装置で
あって、軸周りの複数の位置で核断層画像を生成するのに適した核画像データを取得す
る複数のガンマカメラヘッドと、軸周りの複数の位置で、前記核断層画像の補正のために減衰画像の生成に適し
たＸ線データを取得する、少なくとも１つのＸ線ＣＴイメージャと、を備え、前記Ｘ線ＣＴイメージャは固定アノードのＸ線管を備える。
【請求項７９】透過および放射画像化システムを位置合わせするための位
置合わせ模型であって、十分に減衰させる複数の空隙が形成された模型胴体と、前記空隙を埋める放射性の物質と、を備える模型。
【請求項８０】前記空隙の少なくとも１つは細長い空隙である、請求項７
９に記載の模型。
【請求項８１】前記空隙の少なくとも１つは球形の空隙である、請求項７
９に記載の模型。
【請求項８２】前記空隙から軸上でオフセットされた複数の放射線不透過
のマーキング部材を含む、請求項７９から請求項８１のいずれかに記載の模型。
【請求項８３】前記放射性の物質はＸ線に対して放射線不透過である、請
求項７９から請求項８１のいずれかに記載の模型。
【請求項８４】このような空隙を少なくとも３つ含む、請求項７９から請
求項８１のいずれかに記載の模型。
【請求項８５】このような空隙を少なくとも４つ含む、請求項７９から請
求項８１のいずれかに記載の模型。
【請求項８６】前記空隙を少なくとも６つ含む、請求項７９から請求項８
１のいずれかに記載の模型。
【請求項８７】このような空隙を少なくとも３つ含む、請求項８２に記載
の模型。
【請求項８８】このような空隙を少なくとも４つ含む、請求項８２に記載
の模型。
【請求項８９】前記空隙を少なくとも６つ含む、請求項８２に記載の模型
。
【請求項９０】核放射画像化システムおよび透過画像化システム間の座標
変換を決定する方法であって、前記核放射画像化システムで画像化可能な要素および前記透過画像化システム
で画像化可能な要素を有する模型を提供すること、前記模型の放射および透過画像を提供するために前記システムの両方によって
前記模型を画像化すること、および、前記放射および透過画像の比較から前記変換を決定すること、を含む方法。
【請求項９１】前記透過画像はＸ線画像である、請求項９０に記載の方法
。
【請求項９２】前記透過画像はガンマ線画像である、請求項９０に記載の
方法。
【請求項９３】前記模型は、複数の空隙が形成された模型胴体と、前記空隙を埋める放射性物質と、を備える請求項９０から請求項９３のいずれ
かに記載の方法。
【請求項９４】前記放射性物質はＸ線に対して放射線不透過である、請求
項９３に記載の方法。
【請求項９５】前記模型は、前記空隙から軸上でオフセットされた複数の
放射線不透過のマーキング部材を含む、請求項９３に記載の方法。
【請求項９６】前記空隙の少なくとも１つは細長い空隙である、請求項９
３に記載の模型。
【請求項９７】前記空隙の少なくとも１つは球形の空隙である、請求項９
３に記載の模型。