JP2005532571A - Ｐｅｔスキャナーの空間的解像度を増加させる方法および装置 - Google Patents

Ｐｅｔスキャナーの空間的解像度を増加させる方法および装置 Download PDF

Info

Publication number
JP2005532571A
JP2005532571A JP2004523076A JP2004523076A JP2005532571A JP 2005532571 A JP2005532571 A JP 2005532571A JP 2004523076 A JP2004523076 A JP 2004523076A JP 2004523076 A JP2004523076 A JP 2004523076A JP 2005532571 A JP2005532571 A JP 2005532571A
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
detector
detector array
array
emission tomography
positron emission
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
Application number
JP2004523076A
Other languages
English (en)
Inventor
タイ・ユアン−チュアン
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Washington University School of Medicine
Original Assignee
Washington University School of Medicine
Priority date (The priority date 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 date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Washington University School of Medicine filed Critical Washington University School of Medicine
Publication of JP2005532571A publication Critical patent/JP2005532571A/ja
Pending legal-status Critical Current

Links

Images

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
    • G01T1/29—Measurement performed on radiation beams, e.g. position or section of the beam; Measurement of spatial distribution of radiation
    • G01T1/2914—Measurement of spatial distribution of radiation
    • G01T1/2985—In depth localisation, e.g. using positron emitters; Tomographic imaging (longitudinal and transverse section imaging; apparatus for radiation diagnosis sequentially in different planes, steroscopic radiation diagnosis)

Landscapes

  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
  • Nuclear Medicine (AREA)

Abstract

陽電子射出断層撮影法スキャナーの解像度を増加させる方法および装置。該方法および装置は、第２の検出器アレイよりも、第１検出器アレイに少なくとも約１０パーセント近い第１および第２の検出器アレイの間の地点に、対象の関心のある領域を置くための要素および行為を含む。

Description

発明の詳細な説明
本出願は、２００２年７月５日に出願された米国仮出願番号第６０／３９４１３５、および２００３年５月１６日に出願された米国非仮出願に基づくものであり、かつそれらに対して優先権を主張するものであり、その内容は引用によって組み込まれる。
発明の背景
本発明は、一般に、陽電子射出断層撮影法（「ＰＥＴ」）スキャナーに関し、より具体的には、ＰＥＴスキャニングの方法および増加されたイメージ解像度を有するＰＥＴスキャナー装置に関する。
陽電子射出断層撮影法（「ＰＥＴ」）は、対象内の陽電子射出同位体の分布の三次元的断層イメージを提供するイメージング技術である。対象は、通常、生きているヒトまたは動物であり、イメージは、対象の異なる部分内の組織差異の視覚的描写を提供する。ＰＥＴ手順は、大抵、注入または吸引を介する対象への放射標識された追跡医薬品の導入を含む。医薬品の型は、調査下にある組織の機能によって決定される。医薬品中の放射標識された追跡元素が壊変すると、それは陽電子を生成する。各陽電子は、試料対象中の電子と合体する前に、試料対象中の周りの物質と衝突する。試料対象中の電子と各陽電子との合体は、両方の粒子を対消滅させ、一対のガンマ線フォトンを生成する。ガンマ線フォトンは、対消滅事象から反対の方向に離れていく。一対の対向するガンマ線検出器が、各々、通常５ないし５０ナノ秒といった所定の時間内に、対消滅事象中に生成された２つのガンマ線フォトンのうち１つを検出し、「併発事象（coincidence event）」が記録されれば、ガンマ線フォトンを生成する対消滅事象は、２つの検出器の間の直線上にあると考えられる。
慣用的に、ＰＥＴスキャナーは、１または複数のリング、あるいは２つまたはそれ以上の検出器プレートとして連続して配置されたガンマ線検出器のアレイよりなる。応答の線（「ＬＯＲ」）は、各アレイの対向する検出器対の間に形成される。ＰＥＴスキャナーは、各ＬＯＲに沿って発生する対消滅事象を検出することによって、対象内の放射能分布情報を入手する。１またはそれ以上の検出器のリングを有する商業的に入手可能なＰＥＴスキャナーは、動物およびヒト対象をＰＥＴスキャンするのに入手可能である。動物およびヒト対象をＰＥＴスキャンするための１またはそれ以上の検出器のリングの内側の直径は、それぞれ、約２０センチメートルおよび８０センチメートルである。慣用的に、（複数の）リング内に配置された検出器を有するスキャナーに関して、対象は、サンプリングが最高であると、つまり現在入手可能な最良の解像度およびイメージの質を達成すると考えられる（複数の）リングに置かれる。検出器プレートを有するスキャナーに関して、検出器プレートは、対象の周りを回転して、分布の投影の完全な組を形成するために、全角度からデータを収集する。リング配置と同じ理由で、対象は、慣用的に、検出器プレートの間に置かれる。多数の対消滅事象の検出によって、コンピューターは対象内の放射標識された医薬品の分布の三次元イメージを構築することができ、これは、生きている対象の医薬品および機能の動力学に関する重要な情報を提供する。
これらの慣用的設計と共に、ＰＥＴシステムのイメージ空間的解像度は、内因性の検出器空間的解像度、対消滅するガンマ線フォトンの無共直線性、および医薬品を追跡する際の放射性同位体の陽電子範囲を含む幾つかの要因によって決定される。これらの３つの要因のうち、最後の２つは、使用される放射性同位体の型によって決まり、スキャナー設計から独立している。すなわち、ＰＥＴスキャナー製造者らは、検出器の内因性の空間的解像度を改善する新たな検出器を設計することによって、スキャナー空間的解像度を向上させようと試みている。これは、分子イメージングの進歩にとって非常に強力なツールとなった小動物イメージングに捧げられた非常に高い解像度のＰＥＴスキャナーに対して特に重要である。
殆どの動物ＰＥＴスキャナーおよび幾つかの最新式ヒトスキャナーにつき、光検出器にカップリングさせた区別されるシンチレーション結晶は、従来可能であった最高空間的解像度を達成するのに使用されてきた。区別される結晶を使用するＰＥＴスキャナーについて、検出器内因性の空間的解像度は、結晶幅の半分以上良くはできない。リング幾何学を持つＰＥＴスキャナーにつき、検出器対は、結晶幅の半分の平均サンプリング距離にてサンプリング線を形成する。サンプリング理論のNyquist定理に基づき、１つのシステムが解明可能な最小対象（つまり、シグナルの最高周波数）は、サンプリング距離のサイズの２倍（つまり、サンプリング周波数の半分）である。検出器内因性の空間的解像度が結晶幅の半分に等しい理論的限界に近いイメージ空間的解像度を達成するために、慣用的ＰＥＴスキャナーは、より短いサンプリング距離を必要とする。サンプリング解像度を増加させるために多くの試みがなされてきた。例えば、特定の設計は、検出器幅の分率だけ、検出器または対象を動かす。他の設計は、複数の停止層に区別される結晶を積み重ねる。これらの設計をもって、イメージ解像度は、検出器内因性の解像度に近づきはじめることができる。しかしながら、慣用的ＰＥＴスキャナーは、使用するガンマ線検出器の型に拘わらず、検出器内因性の空間的解像度より高いイメージ解像度を達成することはできずにいた。これは、シンチレーション検出器、電離箱、半導体検出器および他の型のガンマ線検出器について当てはまる。
幾つかの技術が、検出器内因性の空間的解像度より小さい構造を解明するために、他のイメージング分野で開発されてきた。一例は、対象の「拡大された」イメージを生成するピンホールコリメータにカップリングさせたガンマカメラであり、これは検出器内因性の空間的解像度より小さい対象のイメージ解像度を可能とする。この設計の欠点は、検出能率の有意な減少である。
もう１つのイメージングデバイスの例は、フォトン源の一側面に置かれた２つの検出器を有するコンプトン（Compton）カメラである。コンプトンカメラの検出器は、１つの検出器、次いで他の検出器と相互作用するフォトンを順次に検出するように設計される。フォトンの順次検出は、コンプトンカメラが、フォトンの経路を追跡することを可能にし、複数の順次フォトン検出は、フォトン源のイメージの再構築を可能にする。本発明の装置とは対照的に、コンプトンカメラの両方の検出器は、フォトン源の一側面に配置される。この配置は、単一検出器システムより感度を増加させるが、それは解像度を犠牲にする。［これは真実だろうか？］
発明の概要
簡潔に述べれば、本発明の装置は、対象の関心のある領域の高解像度イメージを提供するためのＰＥＴスキャナーである。該スキャナーは、一定距離だけ間隔を設けられた対向する第１および第２の検出器アレイならびに第１および第２の検出器アレイの間に対象を保持するステージを含む。第１検出器アレイの検出器は、第２の検出器アレイの検出器の内因性の空間的解像度と等しいかあるいはそれ以上の内因性の空間的解像度を有する。ステージは、第１および第２の検出器アレイの間の地点に、対象の関心のある領域を置く。該地点は、第２の検出器アレイよりも、第１検出器アレイに少なくとも約１０パーセント近い。
本発明のもう１つの態様において、該地点は第２の検出器アレイよりも、第１検出器アレイに少なくとも約１０センチメートル近くにあり、２つの検出器アレイの間の距離は約２０センチメートルである。
本発明のもう１つの態様において、該地点は、第２の検出器アレイよりも、第１検出器アレイに少なくとも約４センチメートル近くにあり、２つの検出器アレイの間の距離は、約８０センチメートルである。
さらにもう１つの態様において、本発明は、対向する第１および第２の検出器アレイおよび第１および第２の検出器アレイの間に対象を保持するステージを含むＰＥＴスキャナーである。本発明のこの態様において、第１および第２の検出器アレイは、各々、円の弧として形成され、第１検出器の弧の半径は第２の検出器アレイの弧の半径より短い。第１検出器アレイの検出器は、第２の検出器アレイの検出器の内因性の空間的解像度と等しいかあるいはそれ以上の内因性の空間的解像度を有する。該ステージは、第１および第２の検出器アレイの間の地点に、対象の関心のある領域を置く。該地点は、第２の検出器アレイよりも、第１検出器アレイに少なくとも約１０パーセント近い。
さらにもう１つの態様において、本発明は、第１円形検出器アレイ、少なくとも部分的に第１検出器アレイの外側を通って延びる第２の円形検出器アレイ、および第１および第２の検出器アレイの内側に対象を保持するステージを含むスキャナーを含む。第１検出器アレイの検出器は、第２の検出器アレイの検出器の内因性の空間的解像度と等しいかあるいはそれ以上の内因性の空間的解像度を有する。
さらにもう１つの態様において、本発明は、スキャナー解像度を増加させる方法を含む。該方法は、第２の検出器アレイよりも、第１検出器アレイに少なくとも約１０パーセント近い第１および第２の検出器アレイの間の地点に、対象の関心のある領域を置き、対象をスキャナーでスキャンすることを含む。
本発明のさらにもう１つの態様において、対象の関心のある領域は、第２の検出器アレイより第１検出器アレイに少なくとも１センチメートル近い第１および第２の検出器アレイの間の地点に置かれ、ここに２つの検出器アレイの間の距離は２０センチメートルである。
本発明のさらにもう１つの態様において、対象の関心のある領域は、第２の検出器アレイよりも、第１検出器アレイに少なくとも約４センチメートル近い第１および第２の検出器アレイの間の地点に置かれ、ここに、２つの検出器アレイの間の距離は８０センチメートルである。
本発明のさらにもう１つの態様において、ＰＥＴスキャニングの方法は、第１検出器の弧の半径が第２の検出器アレイの弧の半径よりも短い円の弧として各々形成される対向する第１および第２の検出器アレイを含むＰＥＴスキャナーを用いて提供される。第１検出器アレイの検出器は、第２の検出器アレイの検出器の内因性の空間的解像度と等しいかあるいはそれ以上の内因性の空間的解像度を有する。該方法は、対象の関心のある領域を、第２の検出器アレイよりも、第１検出器アレイに少なくとも約１０パーセント近い第１および第２の検出器アレイの間の地点に置き、対象をスキャナーでスキャンすることを特徴とする。
最後の態様において、本発明は、第１および第２の円形同心性検出器アレイを含む陽電子射出断層撮影法スキャナーによって提供される対象の関心のある領域のイメージの解像度を増加させる方法を含む。第１検出器アレイの検出器は、第２の検出器アレイの検出器の内因性の空間的解像度と等しいかあるいはそれ以上の内因性の空間的解像度を有する。該方法は、第１および第２の検出器アレイの内側の地点に、対象の関心のある領域を置き、対象をスキャナーでスキャンすることを特徴とする。
本発明の他の目的は、以下に、ある程度明白であり、ある程度示されるだろう。
好ましい具体例の詳細な記載
さて、図面、特に図１を参照し、陽電子射出断層撮影法（「ＰＥＴ」）スキャナーは、全体として、参照文字２０によって指定される。スキャナー２０は、対象２４の関心のある領域２２のイメージを提供する。スキャナー２０は、それぞれ一定距離ｄだけ間隔を設けられた対向する第１および第２の検出器アレイ２６、２８およびアレイの間に対象２４を保持するステージ３０を含む。第１検出器アレイ２６は、連続した隣接するガンマ線フォトン検出器３１から形成されるが、第２の検出器アレイ２８は、連続した隣接するガンマ線フォトン検出器３２から形成される。第１検出器アレイ２６の検出器３１は、第２の検出器アレイ２８の検出器３２の内因性の解像度と等しいかあるいは好ましくはそれ以上の内因性の空間的解像度を有する。より優れた内因性の空間的解像度、言い換えれば、対象のより小さい構造を識別することが可能な解像度は、例えば、検出器３１のサイズを減少させることを含む種々の既知の方法を介して達成され得る。検出器３１および３２は、シンチレーション結晶、電離箱、半導体物質またはガンマ線フォトンを検出する他の物質を含んでいてもよい。検出器３１および３２は、同じ型および同じサイズのものであってもよい。代わりに、検出器３１および３２は、同じ型のものではあるが、異なるサイズであってもよく、あるいは全く異なる型のものであってもよい。ＰＥＴスキャニングの間、対象２４は、下記のように、アレイ２６および２８の間に配置され、放射標識された追跡医薬品が対象に導入される。追跡医薬品中の放射性同位体が壊変すると、それらは陽電子を生成する。各陽電子は、対象中の周りの物質と衝突し、最終的には、電子と合体し対消滅して、一対のガンマ線フォトンを生成する。ガンマ線フォトンは、直線状で（例えば、線３４に沿って）お互いから進む。ガンマ線フォトンが検出器３１および３２に衝突する時、それらは検出される。もし所定の時間内に（例えば、約５ないし約５０ナノ秒以内に）、一対の検出器３１および３２が、各々、１つのガンマ線フォトンを検出すれば、ガンマ線フォトンは、２つの検出器の間を通って延びる直線（例えば、線３４）上の対象内のある地点で生成されたと考えられる。当業者に明白になるように、連続した線４０（例えば、図２で図示されるように）は、第１および第２のアレイ２６および２８の検出器３１および３２の各対の間を通って延びる。これらの線４０は、「応答の線（lines of response）」と呼ばれる。
さらに図１で図示されるように、ステージ３０は、検出器アレイ２６および２８の間に置かれ、対象の関心のある領域２２が第１および第２の検出器アレイの間の特定の地点３６に位置するように、対象２４を保持するように設計される。本発明のいくつかの具体例において、関心のある領域２２が保持される地点３６は、第２の検出器アレイ２８よりも、第１検出器アレイ２６に少なくとも約１０パーセント近い。言い換えれば、もし関心のある領域２２および第２の検出器アレイ２８の間の距離が１００ユニットであれば、関心のある領域２２および第１検出器アレイ２６の間の距離は、約９０ユニット以下である。より好ましくは、地点３６は、第２のアレイ２８よりも、第１アレイ２６に約３３％近い。さらにより好ましくは、地点３６は、第２のアレイ２８よりも、第１アレイ２６に、約６７％近い。さらにより好ましくは、地点３６は、第２のアレイ２８よりも、第１アレイ２６に約８０パーセント近い。好ましくは、地点３６は、検出器飽和を避けるために、第２の検出器アレイ２８よりも第１検出器アレイ２６に約９８％以下だけ近い。
さらに、動物対象をＰＥＴスキャンすることに対応する本発明のいくつかの具体例において、関心のある領域２２が保持される地点３６は、もしアレイ２６および２８の間の距離ｄが約２０センチメートルであれば、第２の検出器アレイ２８よりも、第１検出器アレイ２６に、少なくとも約１センチメートル近い。ヒト対象をＰＥＴスキャンすることに対応する本発明の他の具体例において、関心のある領域２２が保持される地点３６は、もしアレイ２６および２８の間の距離ｄが８０センチメートルであれば、第２の検出器アレイ２８よりも、第１検出器アレイ２６に、少なくとも約４センチメートル近い。
より好ましくは、動物対象をＰＥＴスキャンすることに対応して、もしアレイ２６および２８の間の距離ｄが約２０センチメートルであれば、地点３６は、第２のアレイ２８よりも、第１アレイ２６に約４センチメートルおよび約１０センチメートルの間の距離だけ近い。ヒト対象をＰＥＴスキャンすることに関して、もしアレイ２６および２８の間の距離ｄが約８０センチメートルであれば、地点３６は、好ましくは、第２のアレイ２８よりも、第１アレイ２６に約１６センチメートルおよび約４０センチメートルの間の距離だけ近い。
さらにより好ましくは、動物対象をＰＥＴスキャンすることに関して、もしアレイ２６および２８の間の距離ｄが約２０センチメートルであれば、地点３６は、第２のアレイ２８よりも、第１アレイ２６に約１４センチメートル近い。ヒト対象をＰＥＴスキャンすることに関して、もしアレイ２６および２８の間の距離ｄが約８０センチメートルであれば、地点３６は、さらにより好ましくは、第２のアレイ２８よりも、第１アレイ２６に約５６センチメートル近い。動物対象をＰＥＴスキャンすることに関して、もしアレイ２６および２８の間の距離ｄが約２０センチメートルであれば、地点３６は、好ましくは、第１アレイ２６に約１センチメートル以下だけ近くに位置する。ヒト対象をＰＥＴスキャンすることに関して、もしアレイ２６および２８の間の距離ｄが約８０センチメートルであれば、地点３６は、好ましくは、第１アレイ２６に約４センチメートル以下だけ近い。
図２は、慣用的に配置される（つまり、検出アレイ２６および２８の間に置かれる）よりも、上記のように対象２４の関心のある領域２２を置くことの利点を図示する。図２で示されるように、第１および第２の検出器アレイ２６および２８は、お互いに対して平行に置かれる。応答の線４０は、それぞれ、第１および第２の検出器アレイ２６および２８の個々の検出器対の間に示される。過去には、対象（示されず）は、４２と呼ばれる平面上のアレイの間に置かれた。この平面４２を交差する際の応答の線４０の間の間隔は、アレイ２６および２８内の隣接する検出器の間の距離の半分に等しい。このサンプリング距離で達成可能な最良のイメージ空間的解像度は、大体、個々の検出器のサイズである。対象またはアレイ２６および２８を小さい距離、例えば、検出器幅の１／２または１／４動かす慣用的技術を用いて、イメージ解像度は慣用的設計の理論的限界、つまり検出器内因性の空間的解像度に近づくことが可能である。対象を、第２のアレイ２８よりも第１アレイ２６に近づける、例えば４４と呼ばれる平面上に置き、対象をスキャンすることによって、解像度は改善される。解像度の改善は、２つの効果：改善されたサンプリングおよび拡大された投影によって示される。隣接する応答の線４０の間のそれらが平面４４を交差する時の間隔は、隣接する応答の線４０の間のそれらが平面４２を交差する時の間隔と比較して減少される。例えば、アレイ２８よりもアレイ２６に５０％近い平面上に置かれた対象は、アレイの間に置かれた対象の２倍優れたサンプリング解像度を生じる。平面４４上に置かれた対象の使用可能なイメージング領域は、平面４２上に置かれた対象に対するものより小さいが、平面４４上の対象２４（図１のように）関心のある領域２２（図１のように）は、慣用的技術と比較してより大きい拡大をもって、より遠い検出器アレイ２８に投影される。例えば、アレイ２８よりもアレイ２６に５０％近い平面上に置かれた対象は、アレイの間に置かれた対象と比較して、より遠いアレイ２８にて、２倍大きい拡大を生じるだろう。すなわち、当業者に理解されるように、対象２４（図１のように）の関心のある領域２２（図１のように）を、第２の検出器アレイ２８よりも第１検出器アレイ２６に近い地点に置くことで、個々の検出器内因性の解像度よりも高い空間的解像度を持つイメージを生成することができる。
スキャナーの解像度は、対象を検出器アレイに対して相対的に動かすことによって、あるいはアレイを対象に対して相対的に動かすことによって改善することができる。当業者に理解されるように、対象またはアレイを動かすことは、効果的なサンプリングサイズを減少させる。
三次元的断層撮影法のイメージを生成するために、複数の視点からの対象の投影が必要である。複数の視点から対象の拡大された投影を得るために、検出器アレイ２６および２８を定常の対象２４に対して回転させるか、あるいは対象２４を回転させ検出器２６および２８を定常で保つことができる。目的は、複数の視点からのより優れたサンプリングサイズを持つ対象の拡大された投影を得ることであり、これは結果的に高空間的解像度を持つＰＥＴイメージに繋がる。
この解像度改善技術の一例は、図３Ａに図示される。対象２４は、定常の軸４６を中心に図示され、上記のように第１検出器アレイ２６および第２の検出器アレイ２８の間に置かれる。図３Ｂは、第１検出器アレイ２６および第２の検出器アレイ２８を軸４６に対して回転させることによって達成される装置のいくつかの連続する陽電子を示す。検出器２６および２８は、対象をスキャンする間連続してかあるいは不連続の段階で回転されて、複数の視点からの対象の拡大された投影を生成する。
図４は、対向する第１および第２検出器アレイ（示されず）を有する連続したリング検出器アレイ６０として並べられ、図５で示されるように距離ｄによって分けられた弧または半分として形成された第１および第２検出器アレイを示す。弧は、第１または第２の検出器アレイを構成する。第１検出器アレイの検出器は、第２の検出器アレイの検出器の内因性の空間的解像度と等しいかあるいは好ましくはそれ以上である内因性の空間的解像度を有する。対象２４は、定常の軸４６を中心に置かれ、所望の拡大効果を達成するために、第２の検出器アレイよりも第１検出器アレイに近い地点にあるリング検出器アレイ６０の内側に並べられて示される。リング検出器アレイ６０が、対象をスキャンする間連続してあるいは不連続の段階のいずれかで軸４６に対して回転される間、対象はスキャンされる。リング検出器アレイ６０が軸４６に対して回転される時の装置のいくつかの連続する陽電子のうちの１つは、参照数字６２ａによって示される。回転の間、第１検出器アレイは、第２の検出器アレイよりも対象に近い位置に置かれる。高解像度イメージは、対象の拡大を生成する個々の検出器対からのデータのみを必要とする。すなわち、全ての個々の検出器対からの生データは、コンピューター６４（図８）を用いて分析されて、複数の視点からの対象の拡大された投影に対応するデータを抽出する。
図５は、先に図４への言及をもって記載されたように、軸４６を中心に置かれた対象２４を持つリング検出器アレイ７０を図示する。対象２４は、第２の検出器アレイよりも第１検出器アレイに近い地点にあるリング検出器アレイ７０の内側に並べられて、所望の拡大効果を達成する。この具体例において、対象が軸４６に対して連続してあるいは不連続の段階のいずれかで回転され、リング検出器アレイ７０でスキャンされる間、リング検出器アレイ７０は定常のままである。軸４６に対して回転される時の対象２４のいくつかの連続する位置のうちの１つは、参照数字７２ａによって示される。回転の間、対象は、第２の検出器アレイよりも、第１検出器アレイに近い位置に置かれる。高解像度イメージは、対象の拡大を生成する個々の検出器対からのデータのみを必要とする。すなわち、全ての個々の検出器対からの生データは、コンピューター６４（図１０）を用いて分析されて、複数の視点からの対象の拡大された投影に対応するデータを抽出する。
図６は、図４への言及をもって先に記載したように、所望の拡大効果を達成するために、中心軸８２および第２の検出器アレイよりも第１検出器アレイに近い位置にあるリング検出器アレイの内側に並べられた対象２４を有するリング検出器アレイ８０を図示する。この具体例において、対象２４は、リング検出器アレイ８０によってスキャンされる時、所定の角速度にて、軸８２に対して、連続してあるいは不連続の段階のいずれかで旋回する。リング検出器アレイ８０は、対象２４の位置が、第２の検出器アレイよりも、第１検出器アレイに近いままであるように、対象２４と同じ角速度で、軸８２に対して回転する。軸８２に対して旋回する時の対象２４のいくつかの連続する位置のうちの１つは、参照数字８４ａによって示される。高解像度イメージは、対象の拡大を生成する個々の検出器対からのデータのみを必要とする。すなわち、全ての個々の検出器対からの生データは、コンピューター６４（図１０）を用いて分析されて、複数の視点からの対象の拡大された投影に対応するデータを抽出する。
図７Ａは、第１検出器アレイ２６および対向する第２の検出器アレイ２８を含み、各々は異なる半径を有する半円の形態であり、各々は共通の軸９０を中心に置かれる。第１検出器アレイ２６の検出器は、第２の検出器アレイ２８の検出器の内因性の空間的解像度と等しいかあるいはそれ以上の内因性の空間的解像度を有する。対象２４は、第１検出器アレイ２６および対向する検出器アレイ２８の内側の軸９０を中心に置かれる。応答の線４０は、第２の検出器アレイ２８に投影される対象のイメージが拡大され、すなわち高解像度を達成することを示す。第１検出器アレイ２６および第２の検出器アレイ２８が、軸９０に対して回転されて、複数の視点からの対象の拡大された投影を生成する間、図７Ａの設計は高解像度イメージを達成する。別法として、第１検出器アレイ２６および第２の検出器アレイ２８は、定常のままであってもよく、ＰＥＴスキャナーを使用して、同時に複数の視点からの対象の投影を得ることもできる。別法は、全角度からの対象の拡大された投影を生成しないが、そのイメージ解像度は、それでもなお、慣用的設計に等しいかあるいはそれ以上である。定常の検出器アレイを持つこの具体例によって、いくつかのＰＥＴ適用で重要である対象の動的スキャンが可能になる。
図７Ｂは、第１検出器アレイ２６および第２の検出器アレイ２８を含むＰＥＴスキャナーを示し、各々は異なる半径を有する完全円の形態であり、各々は共通の軸９０を中心に置かれる。第１検出器アレイ２６の検出器は、第２の検出器アレイ２８の検出器の内因性の空間的解像度と等しいかあるいはそれ以上の内因性の空間的解像度を有する。対象２４は、第１検出器アレイ２６および第２の検出器アレイ２８の内側の軸９０に置かれる。ガンマ線は、高エネルギーを持ち、物質を透過するため、対象２４から発生するいくつかのガンマ線は、相互作用なしに内側の検出器アレイ２６を通り、外側の検出器アレイ２８によって検出される。すなわち、応答の線は、第１（内側の）検出器アレイ２６および第２の（外側の）検出器アレイ２８（４０によって示される）の間、あるいは内側の検出器アレイ２６（３９によって示される）の対向する半分の間、および外側の検出器アレイ２８（４１によって示される）の対向する半分の間を通って延びる。内側の検出器アレイ２６の下半分および外側の検出器アレイ２８の上半分は、図７Ａ中の設計に似ているため、図７Ｂに示されるスキャナーは、図７Ａで示されるような２つのスキャナーが一緒に組み合わさったものと考えることができる。図７Ｂで示される配置には少なくとも２つの利点がある。第１に、それは動く部分を排除する。第２に、それは「慣用的ＰＥＴイメージ」および「高解像度イメージ」の両方を同時に得る。応答の線３９および４１から収集されたデータを使用して、慣用的解像度を有するＰＥＴイメージを再構築することができるが、応答の線４０からのデータは、上記のように高解像度イメージを提供することが可能である。
当業者は、本明細書中で開示される発明を、存在する、商業的に入手可能な慣用的ＰＥＴスキャナーに適合させることができることを理解するだろう。
図８Ａは、円状検出器アレイ４８を有する一次スキャナーを含む改良されたＰＥＴスキャナーの具体例を示す。円状検出器アレイ４８は、円柱状容量（円柱状の外側の境界）および平面状末端（図９Ａ−９Ｃにおいて線５６および５８で示される）を取り囲み、約３ないし約１５ミリメートルの内因性の空間的解像度を有する複数の検出器（示されず）を含む。改良は、一次ＰＥＴスキャナーの円柱状境界の内側に置かれた少なくとも１つの二次ＰＥＴスキャナーを含み、このイメージングデータは、コンピューター６４（図１０）を用いて、一次ＰＥＴスキャナーのそれと混合することが可能である。二次ＰＥＴスキャナーは、例えば半リングの形態で配置され、１またはそれ以上の付属検出器（示されず）を有する少なくとも１つの付属検出器アレイ５０を含む。付属検出器の内因性の空間的解像度は、円形検出器アレイ４８の検出器の内因性の空間的解像度に等しいかあるいはそれ以上である。付属検出器アレイ５０を、対象２４に近い位置に置くことが可能である。応答の線４０は、付属検出器アレイ５０から円形検出器アレイ４８へと延び、円形検出器アレイ４８に投影される対象のイメージは拡大され、すなわち高解像度を達成することを示す。図８Ａの設計は、高解像度イメージを達成するが、付属検出器アレイ５０は、対象２４の周りを回転して、複数の視点からの対象の拡大された投影を生成する。別法として、付属検出器アレイ５０は、定常のままで、二次ＰＥＴスキャナーを使用して、複数の視点から同時に対象の投影を得ることが可能である。
図８Ｂは、少なくとも１つの円形検出器アレイ４８を有する改良されたＰＥＴスキャナーを図示する。円形検出器アレイ４８は、約３ないし約１５ｍｍの内因性の空間的解像度を有する複数の検出器（示されず）を含む。改良は、中でも、乳房組織のイメージングに使用することができ、複数の付属検出器アレイ５２を有する二次ＰＥＴスキャナーを含む。二次ＰＥＴスキャナーは、付属検出器アレイ５２が、一次ＰＥＴスキャナーの円柱状境界の内側に置かれるように並べられる。この具体例において、付属検出器アレイ５２は、ヒト乳房を受け取るように配置された隣接する弧として形成される。各弧は、複数の付属検出器（示されず）を有する。付属検出器の内因性解像度は、円形検出器アレイ４８の検出器の内因性解像度に等しいかあるいはそれ以上である。応答の線４０は、付属検出器アレイ５２の各々から、円形検出器アレイ４８へと延び、円形検出器アレイ４８に投影される対象のイメージは拡大され、すなわち高解像度を達成することを示す。複数の付属検出器アレイ５２は定常のままで、二次ＰＥＴスキャナーを使用して、複数の視点からの対象の同時投影を得ることができる。
図８Ｃは、少なくとも１つの円形検出器アレイ４８を有する改良されたＰＥＴスキャナーを図示する。アレイ４８は、約３ｍｍないし約１５ｍｍの内因性の空間的解像度を有する複数の検出器（示されず）を含む。改良は、一次ＰＥＴスキャナーの円柱状境界の内側に置かれた二次ＰＥＴスキャナーを含み、このデータは、コンピューター６４（図１０）を用いて、一次ＰＥＴスキャナーのそれと合力される。二次ＰＥＴスキャナーは、少なくとも１つの付属検出器（示されず）を有する、例えばリング検出器として配置された少なくとも１つの付属検出器アレイ５４を含む。付属検出器の内因性の空間的解像度は、一次検出器アレイ４８の検出器の内因性の空間的解像度と等しいかあるいはそれ以上である。図８Ｃの設計は、高解像度を達成するが、円形検出器アレイ４８および付属検出器アレイ５４は定常のままである。応答の線４０は、付属検出器アレイ５４から円形検出器アレイ４８へと延び、円形検出器アレイ４８に投影される対象のイメージは拡大され、すなわち高解像度を達成することを示す。応答の線４１は、円形検出器アレイ４８の対向する側面からそれへと延び、慣用的内因性の空間的解像度を持つ対象のイメージが得られることを示す。別法として、設計は、付属検出器アレイ５４の付属検出器からそれへと延びる応答の線３９で示されるように、高められた高解像度イメージをとらえることができる。
先に記載したように、二次検出器アレイ５４は、好ましくは、一次スキャナーで形成された外側の境界の内側に置かれる。しかしながら、図９Ａ−９Ｃで図示されるように、二次検出器アレイ５４は、線５６および５８によって指定された一次スキャナーの平面状末端の間または完全に外側に置かれてもよい。応答の線は全方向に延びるため、付属検出器アレイ５４および一次検出器アレイ４８の間の併発事象はとらえられ、対象のイメージは、コンピューター６４（図１０）および標準のイメージ再構築技術を用いて再構築された。
図１０は、ガントリー１１０に配備されたリング検出器アレイ８０を含むＰＥＴスキャナー２０を図示する。ステージ１１６を有する患者ベッド１１４は、台１１８上に滑るように据えられて示される。リング検出器アレイ８０は、検出器（示されず）を含む。コンピューター６４は、リング検出器アレイ８０、患者ベッド１１４、および台１１８を制御するように設けられる。また、コンピューター６４は、リング検出器アレイ８０からデータを収集し、分析する。
本発明の装置または方法は、いくつかのモードで使用可能なＰＥＴスキャナーに多用途性を付加する。もし対象が、ＰＥＴスキャナー２０（示されず）の中心に置かれれば、イメージは慣用的に得ることができる。もし対象が図１０で示されるように置かれれば、システムは高解像度モードにある。このモードを用いて、対象に「ズームイン」して、関心のある領域を高解像度で見ることが可能である。別法として、リング検出器アレイ８０は、異なる内因性の空間的解像度を有する検出器（示されず）を有していてもよい。患者ベッド１１４および対象を、より高い内因性の空間的解像度を有する検出器の近くに置くことによって、高められた高解像度モードが達成される。Siemens AGから入手可能なＡＲＴまたはＨＲ−プラススキャナー、General Electric Companyから入手可能なＡｄｖａｎｔａｇｅスキャナー、Royal Philips Electronicsから入手可能なＡｌｌｅｇｒｏスキャナー、Concorde Microsystems Inc.から入手可能なマイクロＰＥＴスキャナー、および他のような現存するＰＥＴスキャナーを、図８Ａ−Ｃで図示するように、本発明に従い作動するように適合させてもよい。また、将来のＰＥＴスキャナー設計は、本発明から利益を得ることもできる。
図１１で図示される実験的なＰＥＴスキャナー配置は、研究所で首尾良くテストされている。結果は、図１２−１４に示される。
図１１は、実験を実施するのに用いられるＰＥＴスキャナーを示す。ＰＥＴスキャナーは、１４ｘ１４シンチレーション検出器３２および単一のシンチレーション検出器よりなる下部検出器「アレイ」２５よりなる上部検出器アレイ２８よりなっていた。シンチレーション検出器は、オキシオルトケイ酸ルテチウム（ＬＳＯ）結晶で作成された。結晶は、個々に、１ｘ１ｘ１２．５ｍｍ３に切られ、最適な光収集のため光学級に磨かれた。結晶ピッチ（つまり、隣接する結晶の間の中心対中心距離）は、光学的単離目的のために結晶の間に挿入された反射する物質を収容するように、１．１５ｍｍであった。全アレイ２８を測定すると、１６．１ｘ１６．１ｘ１２．５ｍｍ３であった。これらのシンチレーション結晶の後ろにある光検出器は、Ｈａｍａｍａｔｓｕ Ｈ７５４６ ６４−チャンネル光電子増倍管であった。
上部および下部検出器アレイの間の分離は、一連のテストの間、１２．５ｃｍの総距離Ｄに固定された。これらの実験における陽電子放射試料２７は、プラスチックケーシング中に埋められた２２Ｎａ点源直径約０．６ｍｍであった。慣用的ＰＥＴスキャン方法を表す最初のテストにおいて、試料２７は、１．０ｍｍのステップサイズを持つ平面４２に沿って、イメージング視野を介して進められた。上部および下部検出器アレイの間の併発事象は、各位置にて、５分間、記録された。上部検出器アレイ２８上の１９６のシンチレーション検出器の各々は、単一のシンチレーション検出器よりなる下部検出器「アレイ」２５を持つ応答の線４０を形成した。もし応答の線４０が試料２７を通過すれば、それは対消滅事象を記録した。上部検出器アレイ２８のシンチレーション検出器アレイ２５と併発する個々のシンチレーション検出器３２によって検出された対消滅事象の数は、図１２Ａ−１２Ｇ中の表面プロットとして表された二次元ヒストグラムに分けられた。点試料２７が中心の平面を通ると、検出された事象のピークは、図１２Ａ−１２Ｇ中のプロットの一側面から他側面へと動いた。最初のテストにおいて、検出可能な視野の中から試料２７を動かすのに７ステップ以上を要し、これは最小限８ｘ８ｍｍ２使用可能なイメージング視野を示す。
本発明の具体例を表す第２のテストにおいて、試料２７は、下部検出器「アレイ」２５から総距離Ｄ（３．１ｃｍ）の１／４、および上部検出器アレイ２８から総距離Ｄ（９．４ｃｍ）の３／４、平面４４へ動かされた。データは収集され、図１３Ａ−１３Ｄ中の表面プロットとして表された二次元ヒストグラムに分けられた。テスト１と同じ１．０ｍｍのステップサイズで、視野の中から試料２７を動かすのに４ステップしか必要とせず、これは使用可能なイメージング視野が、約４ｘ４ｍｍ２であったことを示す。また、図１３Ａ−１３Ｄの表面プロットは、点源の投影が、検出器アレイのずっと大きい表面領域を覆うことを図示し、これは本発明の拡大効果を示す。
本発明のもう１つの具体例を表す最終テスト（図１１には示されず）において、試料２７は、下部検出器「アレイ」２５からの総距離Ｄ（２．５ｃｍ）の１／５、および上部検出器アレイ２８からの総距離Ｄ（１０ｃｍ）の４／５動かされた。データは収集され、図１４Ａ−１４Ｃ中の表面プロットとして表された二次元ヒストグラムに分けられた。全視野を覆うのに３ステップのみを要し、これは約３ｘ３ｍｍ２のなおより小さい使用可能なイメージング視野を示す。図１４Ａ−１４Ｃの表面プロットは、点源の投影が、検出器アレイのなおより大きい表面領域を覆うことを示し、これは本発明の拡大効果を示す。
上部および下部検出器アレイ２８および２５の間の検出された対消滅事象カウント率は、テスト１、２および３につき、それぞれ、３０ｃｐｓ（「カウント／秒」）、１２０ｃｐｓ、および１８０ｃｐｓであった。テスト１と比較して、検出効率が、テスト２および３においてそれぞれ４および６倍増加した理由は、小さい試料２７分布および下部検出器「アレイ」２５を作る単一のシンチレーション検出器のためであった。下部検出器「アレイ」２５によって検出された全併発事象は、完全に全３つの配置内の上部検出器アレイ２８の表面領域内にあった。すなわち、試料２７が上部検出器アレイ２８から動かされた時、上部検出器アレイに対する検出効率の減少はなかった。併発検出効率増加は、すなわち、下部検出器「アレイ」２５の効率増加と同じであった。上部および下部検出器アレイの両方にてシンチレーション検出器３２のずっと大きい数を有するスキャナーにつき、検出効率の改善は、テスト１の配置と比較して、テスト２および３の比較に対して約７７％および１４４％減少されるだろう。
上記に鑑みて、本発明のいくつかの目的が達成され、他の有益な結果が得られることが理解されるだろう。
本発明の要素またはその（複数の）好ましい具体例を紹介する際、冠詞「１つの（a）」、「１つの（an）」、「その（the）」および「該（said）」は、１またはそれ以上の要素があることを意味するように意図される。用語「よりなる」、「含む」および「有する」は、包括的であるように意図され、リストされた要素以外にさらなる要素があってもよいことを意味する。
本発明の範囲から逸脱することなしに、様々な変更を上記構築に行うことができるように、上記記載に含まれた全てのものおよび付属の図面で示される全てのものは、例示的なものとして解釈されるべきであって、制限する意味で解釈されるべきではないように意図される。
図１は、本発明の最初の具体例記載の２つの平行な検出器アレイを有するＰＥＴスキャナーの模式的な正面図である。 図２は、２つの平行な検出器アレイを有するＰＥＴスキャナーの第２の模式的な正面図である。 図３Ａ−３Ｂは、本発明の２番目の具体例記載通りに作動する２つの平行な検出器アレイを有するＰＥＴスキャナーの模式的な正面図である。 図４は、本発明の３番目の具体例記載通りに作動する検出器のリングを有するＰＥＴスキャナーの模式的な正面図である。 図５は、本発明の４番目の具体例記載通りに作動する検出器のリングを有するＰＥＴスキャナーの模式的な正面図である。 図６は、本発明の５番目の具体例記載通りに作動する検出器のリングを有するＰＥＴスキャナーの模式的な正面図である。 図７Ａは、異なる半径を有する検出器の半分のリングに並べられた２つの検出器アレイを有する本発明の６番目の具体例記載のＰＥＴスキャナーの模式的な正面図である。 図７Ｂは、異なる半径を有する検出器の完全リングに並べられた２つの検出器アレイを有する本発明の７番目の具体例記載のＰＥＴスキャナーの模式的な正面図である。 図８Ａ−Ｃは、本発明のそれぞれ、８番目、９番目および１０番目の具体例記載の付属ＰＥＴスキャナーを有する改良されたＰＥＴスキャナーの模式的な正面図である。 図９Ａ−９Ｃは、本発明の、それぞれ、１０番目、１１番目および１２番目の具体例記載の付属検出器を有する改良されたＰＥＴスキャナーの模式的な垂直の断面図である。 図１０は本発明記載のＰＥＴスキャナーの斜視図である。 図１１は、図１２−１４に示された実験結果に使用されたＰＥＴスキャナーの模式的な斜視図である。 図１２Ａ−１２Ｇは、慣用的なスキャン方法を用いて得られた実験結果を示すグラフである。 図１３Ａ−１３Ｄは、本発明の具体例のスキャン方法を用いて得られた実験結果を示すグラフである。 図１４Ａ−１４Ｃは、本発明のもう１つの具体例のスキャン方法を用いて得られた実験結果を示すグラフである。 対応する参照文字は、図面のいくつかの展望を通して対応する部分を示す。

Claims (103)

  1. 一定距離だけ間隔を設けられた第１および第２の検出器アレイを対向させることを含む陽電子射出断層撮影法スキャナーによって提供される対象の関心のある領域のイメージの解像度を増加させる方法であって：
    対象の関心のある領域を、該第２の検出器アレイよりも該第１検出器アレイに少なくとも約１０パーセント近い該第１および第２の検出器アレイの間の地点に置き；次いで
    スキャナーで対象をスキャンする工程を含む該方法。
  2. 該地点が、該第２の検出器アレイよりも該第１検出器アレイに少なくとも約３３パーセント近い請求項１記載の方法。
  3. 該地点が、該第２の検出器アレイよりも該第１検出器アレイに少なくとも約６７パーセント近い請求項２記載の方法。
  4. 該地点が、該第２の検出器アレイよりも該第１検出器アレイに約８２パーセント近い請求項３記載の方法。
  5. 該地点が、該第２の検出器アレイよりも該第１検出器アレイに約９８％以下だけ近い請求項１記載の方法。
  6. さらに：
    該対象を、該第１および第２の検出器アレイに対して相対的に動かし；次いで
    対象をスキャナーで再度スキャンする工程を含む請求項１記載の方法。
  7. 該対象が、動かされた後に再度スキャンされる請求項６記載の方法。
  8. 該対象が、動かされている間、再度スキャンされる請求項６記載の方法。
  9. 該対象が、該第１および第２の検出器アレイに対して相対的に回転される請求項６記載の方法。
  10. 該対象が、約０度および約３６０度の間の角度にわたって回転される請求項９記載の方法。
  11. さらに：
    該対象に対して相対的に、該第１および第２の検出器アレイの少なくとも１つを動かし；次いで
    対象をスキャナーで再度スキャンする工程を含む請求項１記載の方法。
  12. アレイを動かす工程が、軸に対して、該第１および第２の検出器アレイを回転させることを含む請求項１１記載の方法。
  13. 該軸が、該第２のアレイよりも、第１アレイに近い請求項１２記載の方法。
  14. 該軸が、対象の関心のある領域を通って延びる請求項１３記載の方法。
  15. 該第１および第２のアレイが、約０度および約３６０度の間の角度にわたって回転される請求項１２記載の方法。
  16. 約２０センチメートル以下の間隔を設けられた第１および第２の検出器アレイを対向させることを含む陽電子射出断層撮影法スキャナーによって提供される対象の関心のある領域のイメージの解像度を増加させる方法であって：
    対象の関心のある領域を、該第２の検出器アレイよりも該第１検出器アレイに少なくとも約１センチメートル近い第１および第２の検出器アレイの間の地点に置き；次いで
    対象をスキャナーでスキャンする工程を含む該方法。
  17. 該地点が、該第２の検出器アレイよりも該第１検出器アレイに、少なくとも約５センチメートル近い請求項１６記載の方法。
  18. 該地点が、該第２の検出器アレイよりも、該第１検出器アレイに、少なくとも約１０センチメートル近い請求項１７記載の方法。
  19. 該地点が、該第２の検出器アレイよりも、該第１検出器アレイに約１４センチメートル近い請求項１８記載の方法。
  20. 該地点が、該第１検出器アレイに、約１センチメートル以下だけ近い請求項１６記載の方法。
  21. さらに：
    該対象を、該第１および第２の検出器アレイに対して相対的に動かし；次いで
    対象をスキャナーで再度スキャンする工程を含む請求項１６記載の方法。
  22. 該対象が、該第１および第２の検出器アレイに対して相対的に回転される請求項２１記載の方法。
  23. 該対象が、約０度および約３６０度の間の角度にわたって回転される請求項２２記載の方法。
  24. さらに：
    該第１および第２の検出器アレイのうち少なくとも１つを、該対象に対して相対的に動かし；次いで
    対象をスキャナーで再度スキャンする工程を含む請求項１６記載の方法。
  25. アレイを動かす工程が、該第１および第２の検出器アレイを、軸に対して回転させることを含む請求項２４記載の方法。
  26. 該軸が、該第２のアレイよりも、第１アレイに近い請求項２５記載の方法。
  27. 該軸が、対象の関心のある領域を通って延びる請求項２６記載の方法。
  28. 該第１および第２のアレイが、約０度および約３６０度の間の角度にわたって回転される請求項２５記載の方法。
  29. 約８０センチメートル以下の間隔を設けられた第１および第２の検出器アレイを対向させることを含む陽電子射出断層撮影法スキャナーによって提供される対象の関心のある領域のイメージの解像度を増加させる方法であって：
    該第２の検出器アレイよりも該第１検出器アレイに少なくとも約４センチメートル近い第１および第２の検出器アレイの間の地点に、対象の関心のある領域を置き；次いで
    対象をスキャナーでスキャンする工程を含む該方法。
  30. 該地点が、該第２の検出器アレイよりも、該第１検出器アレイに少なくとも約２０センチメートル近い請求項２９記載の方法。
  31. 該地点が、該第２の検出器アレイよりも、該第１検出器アレイに少なくとも約４０センチメートル近い請求項３０記載の方法。
  32. 該地点が、該第２の検出器アレイよりも該第１検出器アレイに約５６センチメートル近い請求項３１記載の方法。
  33. 該地点が、該第１検出器アレイに約４センチメートル以下だけ近い請求項２９記載の方法。
  34. さらに：
    該対象を、該第１および第２の検出器アレイに対して相対的に動かし；次いで
    対象をスキャナーで再度スキャンする工程を含む請求項２９記載の方法。
  35. 該対象が、該第１および第２の検出器アレイに対して相対的に回転される請求項３４記載の方法。
  36. 該対象が、約０度および約３６０度の間の角度にわたって回転される請求項３５記載の方法。
  37. さらに：
    該第１および第２の検出器アレイの少なくとも１つを、該対象に対して相対的に動かし；次いで
    対象をスキャナーで再度スキャンする工程を含む請求項２９記載の方法。
  38. アレイを動かす工程が、軸に対して該第１および第２の検出器アレイを回転させることを含む請求項３７記載の方法。
  39. 該軸が、該第２のアレイよりも第１アレイに近い請求項３８記載の方法。
  40. 該軸が、対象の関心のある領域を通って延びる請求項３９記載の方法。
  41. 該第１および第２のアレイが、約０度および約３６０度の間の角度にわたって回転される請求項３８記載の方法。
  42. 対象の関心のある領域のイメージを提供するための陽電子射出断層撮影法スキャナーであって：
    一定距離だけ間隔を設けられた対向する第１および第２の検出器アレイ；
    該第１および第２の検出器アレイの間に対象を保持するためのステージ、該ステージは、第１および第２の検出器アレイの間の地点に、対象の関心のある領域を置くように配置され；
    を含み、
    ここに、該地点は、該第２の検出器アレイよりも、該第１検出器アレイに少なくとも約１０パーセント近くに位置していることを特徴とする該スキャナー。
  43. 該第１および第２の検出器アレイの各々が、内因性の空間的解像度を有する少なくとも１つの検出器を有し、ここに、該第１検出器アレイの少なくとも１つの検出器の内因性の空間的解像度が、該第２の検出器アレイの少なくとも１つの検出器の内因性の空間的解像度と少なくとも同程度の大きさである請求項４２記載の陽電子射出断層撮影法スキャナー。
  44. 第１検出器アレイの各検出器の内因性の空間的解像度が、第２の検出器アレイの各検出器の内因性の空間的解像度よりも大きい請求項４３記載の陽電子射出断層撮影法スキャナー。
  45. 該地点が、該第２の検出器アレイよりも、該第１検出器アレイに少なくとも約３３パーセント近くに位置している請求項４２記載の陽電子射出断層撮影法スキャナー。
  46. 該地点が、該第２の検出器アレイよりも、該第１検出器アレイに少なくとも約６７パーセント近くに位置している請求項４３記載の陽電子射出断層撮影法スキャナー。
  47. 該地点が、該第２の検出器アレイよりも、該第１検出器アレイに約８２パーセント近くに位置している請求項４６記載の陽電子射出断層撮影法スキャナー。
  48. 該地点が、該第２の検出器アレイよりも、該第１検出器アレイに約９８パーセント以下だけ近い位置にある請求項４２記載の陽電子射出断層撮影法スキャナー。
  49. 対象の関心のある領域のイメージを提供する陽電子射出断層撮影法スキャナーであって：
    約２０センチメートル以下の間隔を設けられた対向する第１および第２の検出器アレイ；
    該第１および第２の検出器アレイの間に対象を保持するステージ、該ステージは、第１および第２の検出器アレイの間の地点に、対象の関心のある領域を置き、該地点は、該第２の検出器アレイよりも、該第１検出器アレイに少なくとも約１センチメートル近くにあり；
    を含む該スキャナー。
  50. 該第１および第２の検出器アレイの各々が、内因性の空間的解像度を有する少なくとも１つの検出器を有し、該第１検出器アレイの少なくとも１つの検出器の内因性の空間的解像度が、該第２の検出器アレイの少なくとも１つの検出器の内因性の空間的解像度と少なくとも同程度の大きさである請求項４９記載の陽電子射出断層撮影法スキャナー。
  51. 第１検出器アレイの各検出器の内因性の空間的解像度が、第２の検出器アレイの各検出器の内因性の空間的解像度よりも大きい請求項５０記載の陽電子射出断層撮影法スキャナー。
  52. 該地点が、該第２の検出器アレイよりも、該第１検出器アレイに少なくとも約５センチメートル近くに位置している請求項４７記載の陽電子射出断層撮影法スキャナー。
  53. 該地点が、該第２の検出器アレイよりも、該第１検出器アレイに少なくとも約１０センチメートル近くに位置している請求項５２記載の陽電子射出断層撮影法スキャナー。
  54. 該地点が、該第２の検出器アレイよりも、該第１検出器アレイに約１４センチメートル近くに位置している請求項５３記載の陽電子射出断層撮影法スキャナー。
  55. 該地点が、該第１検出器アレイに、約１センチメートル以下だけ近い請求項４９記載の陽電子射出断層撮影法スキャナー。
  56. 対象の関心のある領域のイメージを提供する陽電子射出断層撮影法スキャナーであって：
    約８０センチメートル以下の間隔を設けられた対向する第１および第２の検出器アレイ；
    該第１および第２の検出器アレイの間に対象を保持するためのステージ、該ステージは、第１および第２の検出器アレイの間の地点に、対象の関心のある領域を置き、該地点は、該第２の検出器アレイよりも、該第１検出器アレイに少なくとも約４センチメートル近くにあり；
    を含む該スキャナー。
  57. 該第１および第２の検出器アレイの各々が、内因性の空間的解像度を有する少なくとも１つの検出器を有し、該第１検出器アレイの少なくとも１つの検出器の内因性の空間的解像度が、該第２の検出器アレイの少なくとも１つの検出器の内因性の空間的解像度と、少なくとも同程度の大きさである請求項５２記載の陽電子射出断層撮影法スキャナー。
  58. 第１検出器アレイの各検出器の内因性の空間的解像度が、第２の検出器アレイの各検出器の内因性の空間的解像度よりも大きい請求項５７記載の陽電子射出断層撮影法スキャナー。
  59. 該地点が、該第２の検出器アレイよりも、該第１検出器アレイに少なくとも約２０センチメートル近くに位置している請求項５６記載の陽電子射出断層撮影法スキャナー。
  60. 該地点が、該第２の検出器アレイよりも、該第１検出器アレイに少なくとも約４０センチメートル近くに位置している請求項５９記載の陽電子射出断層撮影法スキャナー。
  61. 該地点が、該第２の検出器アレイよりも、該第１検出器アレイに約５６センチメートル近くに位置している請求項６０記載の陽電子射出断層撮影法スキャナー。
  62. 該地点が、該第１検出器アレイに約４０センチメートル以下だけ近い位置にある請求項５６記載の陽電子射出断層撮影法スキャナー。
  63. 対象の関心のある領域のイメージを提供する陽電子射出断層撮影法スキャナーであって：
    対向する第１および第２の検出器アレイ、該第１および第２の検出器アレイの各々は円の弧として形成され、ここに第１検出器アレイの弧の半径は、第２の検出器アレイの弧の半径より短く；
    該第１および第２の検出器アレイの間に対象を保持するステージ、該ステージは、第１および第２の検出器の間の地点に、対象の関心のある領域を置き、該地点は、該第２の検出器アレイよりも、該第１検出器アレイに少なくとも約１０パーセント近くに位置している；
    を含む該スキャナー。
  64. 該第１および第２の検出器アレイの各々が、内因性の空間的解像度を有する少なくとも１つの検出器を有し、ここに、該第１検出器アレイの少なくとも１つの検出器の内因性の空間的解像度が、該第２の検出器アレイの少なくとも１つの検出器の内因性の空間的解像度と、少なくとも同程度の大きさである請求項６３記載の陽電子射出断層撮影法スキャナー。
  65. 第１検出器アレイの各検出器の内因性の空間的解像度が、第２の検出器アレイの各検出器の内因性の空間的解像度よりも大きい請求項６４記載の陽電子射出断層撮影法スキャナー。
  66. 該第１および第２の検出器アレイの各々が、半円として形成される請求項６３記載の陽電子射出断層撮影法スキャナー。
  67. 第１検出器アレイの弧および第２の検出器アレイの弧が、共通の軸を中心とする請求項６３記載の陽電子射出断層撮影法スキャナー。
  68. 該地点が、該第２の検出器アレイよりも、該第１検出器アレイに、少なくとも約３３パーセント近くにある請求項６３記載の陽電子射出断層撮影法スキャナー。
  69. 該地点が、該第２の検出器アレイよりも、該第１検出器アレイに、少なくとも約６７パーセント近くに位置している請求項６８記載の陽電子射出断層撮影法スキャナー。
  70. 該地点が、該第２の検出器アレイよりも、該第１検出器アレイに約８２パーセント近くにある請求項６９記載の陽電子射出断層撮影法スキャナー。
  71. 該地点が、該第２の検出器アレイよりも、該第１検出器アレイに約９８パーセント以下だけ近い請求項６３記載の陽電子射出断層撮影法スキャナー。
  72. 各々、第１検出器アレイの弧の円の半径が、第２の検出器アレイの弧の円の半径より短い円の弧として形成される対向する第１および第２の検出器アレイを含む陽電子射出断層撮影法スキャナーによって提供される対象の関心のある領域のイメージの解像度を増加させる方法であって、
    対象の関心のある領域を、該第２の検出器アレイよりも、該第１検出器アレイに少なくとも約１０パーセント近い第１および第２の検出器アレイの間の地点に置き；次いで
    対象をスキャナーでスキャンする工程を含む該方法。
  73. 該第１および第２の検出器アレイの各々が、内因性の空間的解像度を有する少なくとも１つの検出器を有し、該第１検出器アレイの少なくとも１つの検出器の内因性の空間的解像度が、該第２の検出器アレイの少なくとも１つの検出器の内因性の空間的解像度と少なくとも同程度の大きさである請求項７２記載の陽電子射出断層撮影法スキャナー。
  74. 第１検出器アレイの各検出器の内因性の空間的解像度が、第２の検出器アレイの各検出器の内因性の空間的解像度よりも大きい請求項７３記載の陽電子射出断層撮影法スキャナー。
  75. 該地点が、該第２の検出器アレイよりも、該第１検出器アレイに、少なくとも約３３パーセント近い請求項７２記載の方法。
  76. 該地点が、該第２の検出器アレイよりも、該第１検出器アレイに少なくとも約６７パーセント近い請求項７５記載の方法。
  77. 該地点が、該第２の検出器アレイよりも、該第１検出器アレイに約８２パーセント近い請求項７６記載の方法。
  78. 該地点が、該第２の検出器アレイよりも、該第１検出器アレイに、約９８パーセント以下だけ近い請求項７２記載の方法。
  79. さらに：
    該対象を、該第１および第２の検出器アレイに相対的に動かし；次いで
    対象をスキャナーで再度スキャンする工程を含む請求項７２記載の方法。
  80. 該対象が、動かされた後にスキャンされる請求項７９記載の方法。
  81. 該対象が、動かされている間、スキャンされる請求項７９記載の方法。
  82. 該対象が、該第１および第２の検出器アレイに対して相対的に回転される請求項７９記載の方法。
  83. 該対象が、約０度および約３６０度の間の角度にわたって回転される請求項８２記載の方法。
  84. さらに：
    該第１および第２の検出器アレイの少なくとも１つを、該対象に対して相対的に動かし；次いで
    対象をスキャナーで再度スキャンする工程を含む請求項７２記載の方法。
  85. アレイを動かす工程が、該第１および第２の検出器アレイを、軸に対して回転させることを含む請求項８４記載の方法。
  86. 該軸が、該第２のアレイよりも、第１アレイに近い請求項８５記載の方法。
  87. 該軸が、対象の関心のある領域を通って延びる請求項８６記載の方法。
  88. 該第１および第２の検出器アレイが、約０度および約３６０度の間の角度にわたって回転される請求項８５記載の方法。
  89. 対象の関心のある領域のイメージを提供する陽電子射出断層撮影法スキャナーであって：
    第１の円形検出器アレイ；
    該第１検出器アレイと同心性の第２の円形検出器アレイ：および
    該第１および第２の検出器アレイの内側に対象を保持するステージ；
    を含み、ここに、該第１検出器アレイは、該第２の検出器アレイよりも、少なくとも約１０パーセント小さい該スキャナー。
  90. 第１検出器アレイが、該第２の検出器アレイよりも、少なくとも約３３パーセント小さい請求項８９記載の陽電子射出断層撮影法スキャナー。
  91. 第１検出器アレイが、該第２の検出器アレイよりも、少なくとも約６７パーセント小さい請求項９０記載の陽電子射出断層撮影法スキャナー。
  92. 該ステージが、第１および第２の検出器アレイと同心性の地点に、対象の関心のある領域を置く請求項８９記載の陽電子射出断層撮影法スキャナー。
  93. 該第１検出器アレイが、該第２の検出器アレイよりも、少なくとも約１０パーセント小さい第１および第２円形同心性検出器アレイを含む陽電子射出断層撮影法スキャナーによって提供される対象の関心のある領域のイメージの解像度を増加させる方法であって：
    対象の関心のある領域を、第１および第２の検出器アレイの内側の地点に置き；次いで
    対象をスキャナーでスキャンする工程を含む該方法。
  94. 一次陽電子射出断層撮影法スキャナーが一定距離だけ間隔を設けられた対向する平面状検出器アレイを有し、各該平面状検出器アレイが内因性の空間的解像度を有する少なくとも１つの検出器を含む対象の領域のイメージを提供する一次陽電子射出断層撮影法スキャナーを有する陽電子射出断層撮影法スキャナーにおいて、二次陽電子射出断層撮影法スキャナーが、該一次スキャナー検出器の内因性の空間的解像度と少なくとも同程度大きい内因性の空間的解像度を有する少なくとも１つの付属検出器を含む付属平面状検出器アレイを含み、該二次陽電子射出断層撮影法スキャナーの該付属平面状検出器アレイが、該一次スキャナーの該対向する平面状検出器アレイによって規定される外側の境界の内側に配置されることを特徴とする対象の領域のイメージを提供するための二次陽電子射出断層撮影法スキャナーを含む改良。
  95. 該付属検出器が、該一次スキャナー検出器の幅よりも短い幅を有する請求項９４記載の改良。
  96. 該付属検出器が、該一次スキャナー検出器の長さより短い長さを有する請求項９５記載の改良。
  97. 該付属検出器が、該一次スキャナー検出器の長さよりも短い長さを有する請求項９４記載の改良。
  98. 一次陽電子射出断層撮影法スキャナーが、外側の境界を規定する複数の検出器を含む一次検出器アレイを有し、各該検出器が内因性の空間的解像度を有する対象の領域のイメージを提供する一次陽電子射出断層撮影法スキャナーを有する陽電子射出断層撮影法スキャナーにおいて、二次陽電子射出断層撮影法スキャナーが、複数の検出器を含む付属検出器アレイを含み、該付属検出器アレイの少なくとも１つの検出器が、各該一次スキャナー検出器の内因性の空間的解像度と少なくとも同程度大きく、該付属検出器が、該一次検出器アレイの外側の境界の内側に配置される対象の領域のイメージを提供するための二次陽電子射出断層撮影法スキャナーを含む改良。
  99. 該付属検出器が、該一次スキャナー検出器の幅よりも短い幅を有する請求項９８記載の改良。
  100. 該付属検出器が、該一次スキャナー検出器の長さよりも短い長さを有する請求項９９記載の改良。
  101. 該付属検出器が、該一次スキャナー検出器の長さよりも短い長さを有する請求項９８記載の改良。
  102. 該付属検出器アレイが、半−円柱状である請求項９８記載の改良。
  103. 該付属検出器アレイが、円柱状である請求項９８記載の改良。
JP2004523076A 2002-07-05 2003-07-03 Ｐｅｔスキャナーの空間的解像度を増加させる方法および装置 Pending JP2005532571A (ja)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US39413502P 2002-07-05 2002-07-05
US10/439,697 US6946658B2 (en) 2002-07-05 2003-05-16 Method and apparatus for increasing spatial resolution of a pet scanner
PCT/US2003/021303 WO2004008939A2 (en) 2002-07-05 2003-07-03 Method and apparatus for increasing spatial resolution of a pet scanner

Publications (1)

Publication Number Publication Date
JP2005532571A true JP2005532571A (ja) 2005-10-27

Family

ID=30003346

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2004523076A Pending JP2005532571A (ja) 2002-07-05 2003-07-03 Ｐｅｔスキャナーの空間的解像度を増加させる方法および装置

Country Status (6)

Country Link
US (2) US6946658B2 (ja)
EP (1) EP1540376A2 (ja)
JP (1) JP2005532571A (ja)
AU (1) AU2003278699A1 (ja)
CA (1) CA2491683A1 (ja)
WO (1) WO2004008939A2 (ja)

Cited By (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2007145676A (ja) * 2005-11-30 2007-06-14 Toshiba Ceramics Co Ltd ケイ酸ルテチウム結晶の表面純度を向上する方法
WO2012144636A1 (ja) * 2011-04-21 2012-10-26 株式会社東芝 医用画像診断装置及び制御方法
JP2012225929A (ja) * 2011-04-21 2012-11-15 Toshiba Corp ＰＥＴ（ＰｏｓｉｔｒｏｎＥｍｉｓｓｉｏｎＴｏｍｏｇｒａｐｈｙ）スキャナ
JP2012225928A (ja) * 2011-04-21 2012-11-15 Toshiba Corp ＰＥＴ（ＰｏｓｉｔｒｏｎＥｍｉｓｓｉｏｎＴｏｍｏｇｒａｐｈｙ）スキャナ

Families Citing this family (26)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6946658B2 (en) * 2002-07-05 2005-09-20 The Washington University Method and apparatus for increasing spatial resolution of a pet scanner
US6992295B2 (en) * 2003-10-27 2006-01-31 Photodetection Systems, Inc. PET scanner with structured optical element
JP2005257335A (ja) * 2004-03-09 2005-09-22 Sumitomo Heavy Ind Ltd Ｐｅｔ診断システム、検出器、データ処理装置、及び利用者端末におけるｐｅｔ診断プログラム
US7038212B2 (en) * 2004-04-30 2006-05-02 General Electric Company Method and system for normalization of a positron emission tomography system
EP1780676A1 (en) * 2005-10-25 2007-05-02 GSF-Forschungszentrum für Umwelt und Gesundheit GmbH Imaging method and device with dual reading scanner
JP5174813B2 (ja) * 2006-07-21 2013-04-03 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ Ｔｏｆｐｅｔの再構成を改良するための方法及びシステム
US8243127B2 (en) * 2006-10-27 2012-08-14 Zecotek Display Systems Pte. Ltd. Switchable optical imaging system and related 3D/2D image switchable apparatus
JP2010515517A (ja) 2007-01-11 2010-05-13 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ 同時的ｐｅｔ及びｍｒイメージングのためのｐｅｔ／ｍｒスキャナ
EP2265974B1 (en) * 2008-04-10 2015-06-17 Koninklijke Philips N.V. Modular multi-geometry pet system
US7732774B2 (en) * 2008-09-19 2010-06-08 Jefferson Science Associates, Llc High resolution PET breast imager with improved detection efficiency
CN102449504B (zh) 2009-06-01 2015-02-04 皇家飞利浦电子股份有限公司 具有改进的量化能力的pet探测器系统
US20120056095A1 (en) * 2010-09-03 2012-03-08 Scott Metzler Collimation apparatus for high resolution imaging
US9591989B2 (en) 2011-04-22 2017-03-14 Washington University Insert device for enhancing PET and MRI images
KR101190795B1 (ko) * 2012-04-27 2012-10-12 경북대학교 산학협력단 의료영상에서 장기 또는 병변의 실제 크기를 검출하는 방법 및 장치
CN105408940B (zh) 2013-07-23 2019-09-03 皇家飞利浦有限公司 混合式(谱/非谱)成像探测器阵列和对应的处理电子设备
US9182606B2 (en) 2014-01-29 2015-11-10 Emine Goulanian Rear-projection autostereoscopic 3D display system
US9182605B2 (en) 2014-01-29 2015-11-10 Emine Goulanian Front-projection autostereoscopic 3D display system
GB2524470B (en) * 2014-02-16 2019-04-17 Wang Wei An apparatus and method for "high-resolution" electrical impedance imaging
CN103800023B (zh) * 2014-02-19 2015-12-09 中国科学院高能物理研究所 一种基于连续晶体的双平板成像装置
US11246543B2 (en) * 2014-11-12 2022-02-15 Washington University Systems and methods for point-of-care positron emission tomography
KR101693986B1 (ko) * 2015-05-11 2017-01-06 현대자동차주식회사 자동차의 휴대기기 수납형 무선충전장치
US11213264B2 (en) * 2015-11-23 2022-01-04 University Of Virginia Patent Foundation Positron emission tomography systems and methods
WO2021042712A1 (zh) * 2019-08-27 2021-03-11 上海鹏钼医疗科技有限公司 Pet检测设备
WO2021154671A1 (en) * 2020-01-29 2021-08-05 University Of Cincinnati Contrast enhancement method for the objects with intrinsic partial volume effect
US11445995B2 (en) 2020-06-26 2022-09-20 Raytheon Company Gradient index scintillator for improved resolution
CN115685306A (zh) * 2022-11-02 2023-02-03 南京航空航天大学深圳研究院 航空发动机密闭内腔高分辨率成像的非对称锥束检测方法

Family Cites Families (27)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4473749A (en) * 1982-01-29 1984-09-25 The United States Of America As Represented By The United States Department Of Energy Clamshell tomograph
US4559597A (en) * 1982-07-07 1985-12-17 Clayton Foundation For Research Three-dimensional time-of-flight positron emission camera system
US4743764A (en) * 1984-12-04 1988-05-10 Computer Technology And Imaging, Inc. Two dimensional photon counting position encoder system and process
US4647779A (en) * 1985-05-13 1987-03-03 Clayton Foundation For Research Multiple layer positron emission tomography camera
US4833327A (en) * 1987-04-29 1989-05-23 Hiram Hart High-resolution radioisotopic imaging system
CA1303256C (en) * 1988-12-14 1992-06-09 Royal Institution For The Advancement Of Learning (The) Scintillation crystals for positron emission tomography having a non reflecting band
JPH084586B2 (ja) * 1989-02-07 1996-01-24 浜松ホトニクス株式会社 Ｃｔ装置
US4980552A (en) * 1989-06-20 1990-12-25 The Regents Of The University Of California High resolution PET scanner using rotating ring array of enlarged detectors having successively offset collimation apertures
US5103098A (en) * 1989-11-09 1992-04-07 Board Of Regents, The University Of Texas System High resolution gamma ray detectors for positron emission tomography (pet) and single photon emission computed tomography (spect)
US5965891A (en) * 1992-01-22 1999-10-12 Frederick M. Mako Dedicated apparatus and method for emission mammography
US6229145B1 (en) * 1992-01-22 2001-05-08 Pem Technologies, Inc. Dedicated apparatus and method emission mammography
US5665971A (en) * 1993-04-12 1997-09-09 Massachusetts Institute Of Technology Radiation detection and tomography
JPH06347555A (ja) * 1993-06-10 1994-12-22 Hamamatsu Photonics Kk ポジトロンイメージング装置
US5567944A (en) * 1995-04-28 1996-10-22 University Of Cincinnati Compton camera for in vivo medical imaging of radiopharmaceuticals
US5719400A (en) * 1995-08-07 1998-02-17 The Regents Of The University Of California High resolution detector array for gamma-ray imaging
CN1307431C (zh) * 1995-10-12 2007-03-28 皇家菲利浦电子有限公司 用于提高伽马照相机分辨率的装置和方法
DE69613711T2 (de) * 1995-11-22 2002-05-08 Picker International Inc., Cleveland Pet-echtzeitabbildungsverfahren für einzelphotonen-gammakamera
US5825031A (en) * 1996-10-11 1998-10-20 Board Of Regents The University Of Texas System Tomographic pet camera with adjustable diameter detector ring
IL122357A0 (en) * 1997-11-27 1998-04-05 Elgems Ltd Calibration of pet cameras
US6459085B1 (en) * 1999-10-26 2002-10-01 Rush Presbyterian-St. Luke's Medical Center Depth of interaction system in nuclear imaging
US6388244B1 (en) * 2000-03-20 2002-05-14 Philips Medical Systems (Cleveland), Inc. Virtual contouring for transmission scanning in spect and pet studies
US6603125B1 (en) * 2000-06-02 2003-08-05 Koninklijke Philips Electronics, N.V. Event localization and fall-off correction by distance-dependent weighting
US7105824B2 (en) * 2002-05-09 2006-09-12 Neurologica, Corp. High resolution photon emission computed tomographic imaging tool
US6484051B1 (en) * 2001-05-15 2002-11-19 James Daniel Coincident multiple compton scatter nuclear medical imager
US6727502B1 (en) * 2001-06-27 2004-04-27 Koninklijke Philips Electronics, N.V. Calibration technique for coincidence imaging systems
US6946658B2 (en) * 2002-07-05 2005-09-20 The Washington University Method and apparatus for increasing spatial resolution of a pet scanner
US7078699B2 (en) * 2002-10-04 2006-07-18 Varian Medical Systems Technologies, Inc. Imaging apparatus and method with event sensitive photon detection

Cited By (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2007145676A (ja) * 2005-11-30 2007-06-14 Toshiba Ceramics Co Ltd ケイ酸ルテチウム結晶の表面純度を向上する方法
WO2012144636A1 (ja) * 2011-04-21 2012-10-26 株式会社東芝 医用画像診断装置及び制御方法
JP2012225927A (ja) * 2011-04-21 2012-11-15 Toshiba Corp 医用画像診断装置及び制御方法
JP2012225929A (ja) * 2011-04-21 2012-11-15 Toshiba Corp ＰＥＴ（ＰｏｓｉｔｒｏｎＥｍｉｓｓｉｏｎＴｏｍｏｇｒａｐｈｙ）スキャナ
JP2012225928A (ja) * 2011-04-21 2012-11-15 Toshiba Corp ＰＥＴ（ＰｏｓｉｔｒｏｎＥｍｉｓｓｉｏｎＴｏｍｏｇｒａｐｈｙ）スキャナ
US8502154B2 (en) 2011-04-21 2013-08-06 Kabushiki Kaisha Toshiba Method and system for organ specific PET imaging
US9207333B2 (en) 2011-04-21 2015-12-08 Kabushiki Kaisha Toshiba Geometry for PET imaging
US9322929B2 (en) 2011-04-21 2016-04-26 Kabushiki Kaisha Toshiba PET imaging system including detector elements of different design and performance

Also Published As

Publication number Publication date
US20060027755A1 (en) 2006-02-09
WO2004008939A2 (en) 2004-01-29
CA2491683A1 (en) 2004-01-29
EP1540376A2 (en) 2005-06-15
AU2003278699A1 (en) 2004-02-09
WO2004008939A8 (en) 2005-04-07
WO2004008939B1 (en) 2004-09-16
WO2004008939A3 (en) 2004-07-29
US7485866B2 (en) 2009-02-03
US20040004188A1 (en) 2004-01-08
US6946658B2 (en) 2005-09-20

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP2005532571A (ja) Ｐｅｔスキャナーの空間的解像度を増加させる方法および装置
US6794653B2 (en) SPECT for breast cancer detection
US8592772B2 (en) Method of obtaining a molecular breast image
US7176466B2 (en) Multi-dimensional image reconstruction
US6449331B1 (en) Combined PET and CT detector and method for using same
US8575555B2 (en) Nuclear medicine imaging system and method using multiple types of imaging detectors
US7786443B2 (en) Dual-modality imaging
EP2265974B1 (en) Modular multi-geometry pet system
US7732774B2 (en) High resolution PET breast imager with improved detection efficiency
US20100261997A1 (en) System and Method for Molecular Breast Imaging with Biopsy Capability and Improved Tissue Coverage
EP1662273A2 (en) SPECT gamma camera with a fixed detector radius of orbit
CN104285161A (zh) Spect/pet成像系统
WO1990016001A2 (en) Enlarged detector rotating ring array pet scanner
JP5911249B2 (ja) ポジトロン放射断層撮影（ｐｅｔ）システム及び非一時的コンピュータ可読記憶媒体
CN105395208A (zh) 具有单光子发射成像功能的pet探测装置
WO2001022120A1 (en) Transmission attenuation correction method for pet and spect
US10690785B2 (en) Systems and methods for nuclear medicine imaging using sodium based crystals
US10078144B2 (en) Overdetermined positron emission tomography
JP2012514734A (ja) 改良された検出効率をもっている高解像ｐｅｔ乳房イメージャ
JP7320556B2 (ja) ピクセルのサブセットからの光子相互作用特性
JP2000249766A (ja) 核医学診断装置
JP2006017532A (ja) Ｐｅｔ装置及びその検出器ユニット
Chiesa et al. Advances in nuclear medicine imaging in oncology