JP2008524554A - 核医学用検出器 - Google Patents

Abstract

ＳＰＥＣＴ又は他の核医学イメージングに適した放射線イメージング装置は、放射線を受ける検出器２２を含む。ファンビーム‐スリットコリメータ２０が、前記検出器の放射線受け面３２に隣接して、前記検出器と放射線源１２，１８との中間に配置される。前記コリメータは、共通の焦点を持つ複数のスラット３０を含む。前記スラットに隣接する本体４４は、１以上の細長いスリット４６を規定する。前記スリットは、放射線が前記スリットを通って前記スラットの間を検出器面まで通過するように構成される。前記本体は、前記放射線に対して少なくとも実質的に不浸透性である。ファンビーム‐スリットコリメータ２０は、より高い解像度又は効率が前記検出器から達成されることを可能にする。

Description

本出願は、核カメラ（nuclear camera）を用いる画像の生成に関する。これは、スリットを持つファンビームコリメータに関連した特定の応用を見つけ、特にこのような応用を参照して説明される。しかしながら、この模範的実施例が他の同様な応用にも従うことができると理解されるべきである。

核医学イメージング手法は、一般に、２つの異なる方法の一方において画像を得る。放出（emission）画像は、放射性同位体を対象に導入し、前記対象内からの放射線を、このような放射線を感受する検出器（カメラ）を用いて収集することにより生成される。このような放出画像は、単光子放出コンピュータ断層撮影（ＳＰＥＣＴ）画像を含み、しばしば患者内の腫瘍のような対象に関して機能的情報を提供するために使用される。幾つかの放出投影画像が相互に異なる方向において作成される場合、得られたデータから、体積放出断層撮影画像（volumetric emission tomography image）の形式で前記対象内の放射線生成物質の密度分布を計算（再構成）することが可能である。

透過画像は、対象を通過する放射線がカメラを用いて検出されるように、ガンマ放射線源のような放射線源と検出器との中間に前記対象を配置することにより生成される。透過画像は、前記対象内の放射線減衰又は放射線吸収物質の分布に関する情報を提供する。

透過画像及び放出画像は、しばしば、例えば、前記対象内の前記放射線の減衰に対して前記放出画像を補正するために同時に実行される。例えば、ＳＰＥＣＴイメージング装置は、時々、放出画像及び透過画像の両方を生成するために使用される。

前記対象内で生成され前記対象を透過する光子は、ＮａＩ結晶及び光電子増倍管のアレイのような検出器により検出される。各受信された放出事象の軌道を規定し、直接放射線と散乱放射線とを区別するために、コリメータがカメラの前に配置される。透過イメージングにおいて、放射線源の所定の空間的幾何学構成は、透過放射線事象の軌道を決定する。放射線吸収材料のグリッド又はハニカム状アレイを含むコリメータは、前記検出器に衝突する放射線の受容の角度を制限するために検査されるべき対象と前記検出器との間に配置される。解像度及び効率は、前記コリメータの形状とグリッドを規定する隔壁（septa）の高さ及び厚さとにより規定され、より厚い隔壁は一般により高いエネルギ範囲に対して使用される。

ＳＰＥＣＴイメージングの１つの問題は、所定の空間的解像度に対する限定された検出器効率である。既存のアンガーカメラは、相対的な最適化において異なる。平面（planar）又はＳＰＥＣＴイメージングに対する静止検出器（即ち、放射線源に対して同じ全体的な方向を維持する）は、平行孔（parallel hole）、ファンビーム、コーンビーム及びピンホールコリメーションを含む。平行孔検出器は、第１の方向における平行スラット（parallel slats）を持つコリメータを含み、前記第１の方向における平行スラットは第２の方向における平行スラットと交差する。前記コリメータは、平面線源と組み合わせて透過測定に使用される。平面放射線源は、特定の立体角内の全ての方向に放射線を放射するが、非常に限定された部分のみ、特に、前記コリメータの通路（passages）の方向に向けられた部分のみが透過画像を作成するのに使用されるので、このようなコリメータの効率は比較的低い。結果として、比較的強力な線源が、所定の輝度を持つ透過画像を作成するために使用される。

前記平行孔検出器に対する効率の向上は、前記スラットが、前記コリメータの前記測定されるべき対象と同じ側にある焦点に向けられた焦点コリメータ（focused collimator）により達成されることができる。ファンビームコリメータは、一方の方向に焦点を合わせられ、他方の方向に平行なスラットを含む。前記ファンビームコリメータは、焦線（focal line）に沿って配置された透過測定に対する線放射線源（line radiation source）と共に使用される。コーンビームコリメータは、両方の方向に焦点を合わせられたスラットを含み、透過測定に対して焦点における点放射線源（point radiation source）と共に使用されうる。ファンビームコリメータと一緒の線線源の使用、又はコーンビームコリメータとの点線源の使用は、生成される放射線がより良く使用され、したがって前記放射線源の放射性物質の量がより少ないことができる点で、平面線源及び平行コリメータの組み合わせに対する優位を提供する。更に、集束コリメータ（converging collimators）は、拡大効果のため、平行コリメータより多くの光子をカウントするので、放出及び透過記録は向上される。しかしながら、このような焦点コリメータにより達成されることができる向上は、特に厚い隔壁を要するより高いエネルギ光子に対して限定的であり、画素の部分シャドウィング（partial shadowing）を生じる。

静止検出器システムの代わりに、動的検出器の構想、中でも回転スラット又はスリット検出器、符号化開口イメージング及び重複する検出器領域が提案されている。これらの構想は、必要な追加の再構成ステップによるノイズ蓄積に悩まされる傾向にある。

模範的実施例の一態様により、放射線イメージング装置が提供される。前記イメージング装置は検出器を含む。コリメータが、前記検出器の放射線受け面（receiving face）に隣接して配置される。前記コリメータは、共通の焦点を持つ複数のスラットを含む。前記スラットに隣接する本体（body）は、細長いスリットを規定する。前記スリットは、放射線が前記スリットを通過するように前記スラットと前記検出器との間に配置される。前記本体は、前記放射線に対して少なくとも実質的に不浸透性（impermeable）である。

他の態様により、イメージング方法が提供される。前記方法は、線源からの放射線を検出器に向けるステップと、スリット及び共通の焦点を持つ複数の離間した（spaced）スラットを前記放射線源と前記検出器との間に配置し、これにより放射線が前記スリットを通って、前記スラット間を前記検出器まで通過するステップとを含む。

他の態様により、検出システムが提供される。前記検出システムは、複数の画素を規定する検出器を含む。複数の離間したスラットは、共通の焦点を持ち、これらの間に通路を規定し、前記通路の各々は前記画素の行に隣接して延在する。板が前記スラットを覆い、スリットを規定する。前記スリットは、幅及び前記幅に垂直な長さを持つ。前記長さは前記幅より大きく、前記スラット間の間隔より大きく、これにより前記スリットに入る放射線は、前記検出器画素まで前記通路を通る。

少なくとも１つの実施例の利点は、他の静止検出器構想より高い効率を達成する能力から生じる。

以下の好適実施例の詳細な記載を読み、理解すると、本発明の他の利点及び利益が当業者に明らかになる。

本発明は、様々な構成要素及び構成要素の構成、並びに様々なステップ及びステップの構成の形を取りうる。図面は、好適実施例を説明する目的のみのものであり、本発明を限定するように解釈されるべきでない。

図１を参照すると、透過画像又は結合された放出／透過画像（combined emission/transmission images）を生成するイメージングシステムの斜視図が示されている。前記イメージングシステムはイメージング領域１０を含み、患者１２のような対象がイメージング領域１０内に横たわるか、又は可動台１４上でイメージング領域１０を通って運ばれる。１以上の放射線検出システム又はヘッド１６が、前記患者に隣接して配置され、透過した及び／又は放出された放射線事象をモニタ及び記録する。ガンマ放射線源のような透過放射線の線源１８は、前記線源により放出された放射線が前記対象に入り、反対側の検出システム１６により光子の形で受けられるように構成される。代わりに、又は加えて、対象１２に導入される放射性医薬品は、ＳＰＥＣＴイメージングに対する放射線源として働く。典型的には、放出放射線及び透過放射線は、区別を容易にするために異なるエネルギを持つ。前記検出システムは、コリメータ２０及び検出器２２を含む。前記コリメータは、対象１２と検出器２２との中間に配置され、前記検出器に衝突する放射線の受容の角度を制限する。検出器２２は、オペレータワークステーション、コンピュータネットワーク又は他の適切なハードウェア／ソフトウェアにおいて実施されうる処理システム２４に連結される。処理システム２４は、前記検出器からの信号に基づいて前記対象の画像を再構成し、前記画像は、スクリーン又はプリントアウトのようなディスプレイ２６により表示される。

検出器２２は、前記対象と前記放射線の相互作用の結果として生成される放射線（典型的には光子）を検出するセンサを含む。１つの適切なセンサは、ヨウ化ナトリウム結晶のような単結晶又はより小さな結晶のマトリクスのようなシンチレータを含む。前記結晶は、光電子増倍管（ＰＭＴ）のマトリクスに隣接して配置される。前記シンチレータに衝突する各放射線事象は、前記ＰＭＴにより見られる対応する閃光（シンチレーション）を生成する。前記ＰＭＴからの出力に基づき、前記シンチレータに衝突する放射線光線のエネルギ及び位置を含む放射線事象がマッピングされる。他の検出器は、シンチレーション結晶のマトリクス、即ち画素化検出器（pixelated detector）を含み、光電子増倍管の代わりに雪崩検出器（avalanche detectors）又はフォトダイオードと対にされる。代替的には、テルル化カドミウム亜鉛（ＣＺＴ）又は放射線光子をシンチレータ無しで電子（電流）に直接的に変換する他の直接変換検出器が使用される。

ＳＰＥＣＴ画像の画質は、典型的には、前記検出器のカウント感度及び前記コリメータの幾何学的構成により決定される。

ここで図２及び３を参照すると、コリメータ２０は、タングステンのような高密度放射線吸収材料で形成される。コリメータ２０は、方向選択透過特性を持つ透過手段と見なされることができ、これは、前記検出器の検出面の検出セグメントが所定の限定された方向範囲を持つ放射線によってのみ照射されることができることを保証する。ここで説明されたコリメータは、ファンビーム‐スリットコリメータとして記載されることができる。前記コリメータのファンビーム部分は、複数の狭く離間したスラット又は隔壁３０により提供される（５つが図示されているが、数は典型的にはもっと大きい）。スラット３０は平面的である。図示された実施例において、検出器２２の一般に平面的な放射線受け面又は検出面３２は、ｙ軸及びｘ軸により規定された面内に位置し、コリメータスラット３０は、前記面から一般にｚ方向に延在する。特に、スラット３０は、前記検出器の平面的な面３２から放射線源１８に向けて延在し、焦線３４に向かって集束する。図示された実施例において、線源１８は、最適な効率に対して前記スラットの焦線３４と同一線上の線線源を有するが、前記線源が前記検出器から更に離れる又はより近くであってもよいとも考えられる。複数のヘッドの１つの反対側に単一の透過線源のみが存在しうるが、全てのヘッドが共通のコリメータを持つ。集束のため、外側のスラットは、内側のスラットより前記検出器の前記面に対して狭い角度θに向けられ、角度θは中心に向かって増大し、中心のスラットは、面ｘ、ｙに対して９０°に向けられる。スラット３０は、前記スラット間に複数の平行な通路３６を規定する。焦点合わせされたスラットの結果として、各通路の中心線は、線形状（line-shaped）放射線源１８と交差する。通路３６は、前記検出器面の全幅Ｂだけｘ方向に延在し、即ち、従来のファンビーム又は円錐形状コリメータのように交差するスラットは存在しない。

検出器２２に最も近いスラットの末端４０は、前記検出器に隣接してｙ方向にピッチＰで等間隔で離されている。好ましくは、前記スラットの末端４０は、画素化検出器の素子の隣接した行の間のインターフェースと一致するように離間される。前記スラットの厚さｔのため、隣接したスラット間の距離はＤ＝Ｐ−ｔである。前記スラットは、ｚ方向において高さＬ及びｘ方向において幅Ｂを持ち、幅Ｂは高さＬより大きい。一実施例において、ピッチＰ_yは約１ないし３ｍｍであり、隣接するスラット間の距離Ｄは約０．８０ないし約２．９５ｍｍであり、前記スラットの厚さｔは約０．０５ｍｍないし約０．５ｍｍ、例えば約０．１５ｍｍであり、高さＬは約１０ｍｍないし約１００ｍｍであり、１つの特定の実施例において、Ｌは約６０ｍｍ以下である。

前記コリメータのスリット部分は、検出器２２の面３６に平行な面内に位置する、一般に板４４の形の本体により規定される。前記板は、放射線不浸透又は実質的に不浸透な材料のような放射線不透明材料で形成される。図３において最良に示されるように、前記板は、ｙ方向に前記検出器の長さＧだけ延在する細長いスリット４６を規定し、長さＧはスラット間の距離Ｐ_yより大きい。前記スリットは、ｘ方向に幅ｗを持つ。長さＧは、幅ｗより大幅に大きい。一実施例において、ｗは約０．３ｍｍから約３ｍｍであり、前記スリットが狭くなると解像度は高くなる。板４４は、ｚ方向に厚さｈを持ち、これはスリット４６の高さであり、約０．５ｍｍから約５ｍｍであり、より高い厚さがより高いエネルギにより適している。図示された実施例において、板４４は、高さＬだけ板３２の上に、即ちスラット３０の上端４８と接触して配置されるが、前記板が、Ｌよりいくらか大きいが一般に２Ｌより小さい距離だけ前記面から離されうるとも考えられる。焦点３４は、面４４から距離ｆに配置される。前記スリットの側壁５０は、示されるようにｚ軸と整列されてもよく、又は例えばＶ字形若しくは逆Ｖ字形にｚ軸に対して角度をなされてもよい。

図示された検出器２２は画素化される。図２に示されるように、画素の行５２は、隣接するスラット３０の各対の間に延在する。前記画素は、処理システム２４に信号を独立に送るように構成される。前記画素は、それぞれ、ｘ方向における画素幅又はピッチＰ_x及びｙ方向に長さＤを持つ。一実施例において、Ｐ_xは約０．５ｍｍから約２．５ｍｍである。７つの画素５０が各行／通路に図示されているが、大幅に大きな数の画素が典型的には採用される。一実施例において、画素ピッチＰ_xは、スリット幅ｗの半分より大きいか又は等しいが、スリット間の間隔より小さい。

高さｚだけ面４４の上に離間された対象面６０からの放射線は、図２において斜め線により示されるようにスリット４６を通ってのみ検出器２２にアクセスする。視野（ＦＯＶ、field of view）６２は、前記面内の面積である。図２の実施例において面３２の面積により規定される前記検出器上に投影された画像の面積は、前記対象面よりｘ方向において小さい。図２から見られることができるように、前記検出器内の各画素５２は、面積Ｐ_x×Ｄを持ち、これは、前記対象面内の対応する画素６４の面積よりｘ方向において小さく、ｙ方向において大きく、結果としてｙ方向における拡大効果を生じる。

例えば複数のスリット及び／又は複数のモジュールが採用される場合に、検出器面３２が典型的には前記投影画像より大きいと理解される。検出システム１６が複数のスリット４６を含む場合、各スリットは、検出器面３２の異なる部分又は部分的に重複する部分に機能し、検出の面積を増大する。一実施例において、前記スリットは、図６及び７に示されるように互いに平行に向けられ、各スリット及び関連するスラットはモジュールを有する。１つのモジュールのスラットは、隣接するモジュールのスラットの延長でありうる。又は、１より多いモジュールが、同じスリットを共有してもよい。一実施例において、隣接するスリット間の間隔Ｓは、約５ないし１００ｍｍであり、特定の実施例においては、５ないし５０ｍｍである（図７）。

図示された実施例において、検出器２２は静止検出器であり、即ち、前記スラット及び検出器面に対して回転せず、固定されたままである。検出器システム１６全体は、もちろん、例えば回転ガントリを用いて、前記対象の周りで回転することができる。ファンビーム‐スリットコリメータは、平面又はＳＰＥＣＴイメージングにおいて特定の応用を見つける。平面イメージングは、前記患者の周りの前記検出器の回転無しで実行される。前記検出器は、前記検出器が前記検出器面に垂直な軸の周りで回転するロレック型（rolec-type）カメラにおける使用にも適している。

ファンビーム‐スリット構成は、解像度を維持しながら効率を最適化するのに有益である。一実施例において、スリットコリメータが縮小（de-magnification）モードにおいて固体（solid state）検出器と共に使用される場合に可能である近隣検出器領域の並列読み出しと組み合わせた（ファンビームに対する）スラット長及び（スリットに対する）コリメータ‐検出器間距離の同時最適化は、従来の検出システムの性能を超える性能を提供する。理解されるように、厚いスラットが高エネルギ光子に対して使用される場合、前記最適化は、完全に可能ではないが、効率値は依然として高い。

画素化ＣＺＴベース検出器のような画素化検出器と組み合わせたコリメータの幾何学的効率及び空間的解像度に対する解析モデルが得られることができる。静止及び回転検出器構想に対する記述は、例えば、単画素応答関数のサンプリングに基づいて、画素化検出器の空間的解像度に対して適合された測定及び検出効率に対する、米国電機工業会（ＮＥＭＡ、National Electrical Manufacturers Association）性能基準を使用して得られることができる。

解像度、効率及び信号対雑音比（ＳＮＲ）間のトレードオフが、異なる応用に対して調査された。前記解析は、回転コリメータの構想が、純粋なホットスポットイメージングを除いて、ノイズ蓄積に悩まされることを示す。縮小モードにおける前記ファンビーム‐スリットコリメータは、ＳＰＥＣＴカメラに対して画素化固体検出器を使用して最適な効率及び画質を提供する。

特定の理論に縛られることなく、以下の検討は、前記ファンビーム‐スリットコリメータの向上された効率に対する理論的根拠を示す。古典的理論は、放射性点線源によるコリメータ性能を記述し、前記放射性点線源の放射線は、前記コリメータ通路を通って投影され、前記検出器に吸収される。前記コリメータ隔壁のシャドウィング効果のため、図示された画素面積は、前記点線源の直接下の検出器上の点からの距離に対して線形に減少する。このモデルの不利点は、点線源応答関数が空間不変ではないという理解から生じる。

画素化検出器に対して、単コリメータ通路の応答関数に基づく代替的アプローチが提案され、これは更により良く適している。これは、様々なコリメータ構想に対する空間的解像度及び幾何学的効率に対する正確な式の導出を可能にする。展開された式に基づいて、静止及び回転コリメータの画質を評価し、これらの最適化に対する構想を開発することが可能である。

コリメータ幾何学構成は、孔直径Ｄ、隔壁厚さｔ、ピッチＰ＝Ｄ＋ｔ、隔壁長さＬ、対象面‐コリメータ間距離ｚ及び対象面‐検出器間距離ｚ'＝ｚ＋Ｌにより規定されることができる。

幾何学的効率Ｅは、図４に概略的に示されるように、検出器画素上のいかなる点によっても見られる前記対象面内の平均面積（見られる領域）により乗算され、かつ１つの画素と同等な前記対象面の面積（ボクセル面積）により正規化された、１つの画素のオープンな検出器面積に照射する点線源からの放射線の一部（正規化された立体角）として計算される。

解像度Ｒ（図５）は、一次元において積分された、前記対象面内の点線源に対する単画素検出器応答の半値全幅（ＦＷＨＭ）として計算される。この定義は、線ファントム（one phantom）が検出器軸の１つに対してわずかに傾けられる固体Ｘ線イメージングに使用される標準的な測定方法と同等である。

焦点コリメータは、より小さな視野（ＦＯＶ）又は同等により大きな検出器面積を犠牲にしてより高い効率を提供する。焦点長ｆを持つコリメータの線形拡大係数ｍは、
ｍ＝ｆ'／（ｆ−ｚ）、但しｆ'＝ｆ＋Ｌ
である。

ｚ＜ｆを仮定すると、前記立体角は、入射の傾斜角β及びより大きな対象‐検出器間距離により説明される、前記検出器の中心部の外側の全ての画素に対して係数cos³βだけ減少される。前記見られる領域は、係数ｆ／ｆ'又は（ｆ／ｆ'）²だけ減少され、前記ボクセル面積は、ファンビームに対してｍにより除算された前記画素面積により与えられる（コーンビームに対して、前記ボクセル面積は、ｐ²／ｍ²により除算された前記画素面積により与えられる）。

スリットを持つ焦点コリメータ（ファンビーム‐スリットコリメータ）に対して、線形拡大係数ｍは、ｘ方向におけるスリット幾何学構成及びｙ方向における前記スラットにより規定される画素ピッチｐ_yにより規定される。特に、
孔サイズ： スリット：Ｄ_x＝ＲＬ／ｚ'，スラット距離：Ｄ_y＝ＲＬｆ'／ｚ'ｆ，Ｄ_y＞Ｄ_x
画素： ｘ方向：ｐ_x＝Ｄ_xｚ'／（２ｚ），ｙ方向：ｐ_y＝Ｄ_y＋ｔ，ｐ_y＞ｐ_x
ｘ方向の拡大： ｍ_x＝Ｌ／ｚ （強力な縮小）
ｙ方向の拡大： ｍ_y＝ｆ'／（ｆ'−ｚ'）＝ｆ'／（ｆ−ｚ），ｆ'＝ｆ＋Ｌ （拡大）
効率： Ｅ＝ａ_cone（Ｄ_xＤ_y ²／（４πＬｚ））（ｆ_y／（ｆ_y−ｚ））・（１／ｐ_y） ｆ_y＝ｆ（焦点長）
ａ_coneは開口角による制限された効率に対する補正係数である。
解像度： Ｒ_x＝Ｄ_x（ｚ'／Ｌ），Ｒ_y＝Ｄ_y（ｚ'／Ｌ）（ｆ_y／ｆ_y'）

より高い効率は、したがって、ｙ方向におけるより大きな検出器サイズを使用して、ファンビーム及びスリットの組み合わせにより得られることができる。

一例として、汎用イメージングに対する異なる検出器の性能は、表１に示されるように決定されることができる。表１は、画素化検出器構想の性能パラメータを示し、６つが従来のタイプであり、２つがここに開示されたタイプのファンビーム‐スリットコリメータを用いる。

上述のように、コリメータ幾何学構成は、画素サイズＤ、隔壁長又はコリメータ‐検出器間距離Ｌにより規定される。性能は、空間的解像度Ｒ、効率Ｅ、ナイキスト基準が満たされる場合に本質的に検出器画素の数である、空間帯域幅積（space-bandwidth product）ＳＢＰに関して与えられる。効率を表す他の方法は、効率空間帯域幅積（efficiency-space-bandwidth product）ＥＳＢＰとして、異なるコリメータにより受け取られる情報の量の測定である。全ての検出器値は、１００ｍｍの線源‐コリメータ間距離において５ｍｍの解像度及び０．１５２ｍｍ隔壁厚さ（ＶＸＧＰ）に対して計算される。

ファンビーム‐スリットコリメータの２つの構成が検討される。両方とも、１より多いモジュール、即ち複数のスリットを採用する。両方の場合において、５つのスリットが使用された。前記スラットの焦点ｆ（及び前記線源の場所）は１０ないし２０ｃｍであった。図６に示される構成１（表１における５５ｃｍ×７３．３ｃｍ）において、視野６２（ＦＯＶ）はｘ方向において５５ｃｍ及びｙ方向において４０ｃｍである。スリット４６はｙ方向に向けられ、前記スラット（図示されない）はｘ方向に向けられる。長いスリットを共有する複数のモジュールは、ｙ方向における４０ｃｍＦＯＶ６２と重複する。多数のモジュールがｘ方向における５５ｃｍＦＯＶを覆う。ｙ方向における前記ファンビームの大きな開口角により、平均効率は減少される（上で与えられた補正係数ａ_coneは１より大幅に小さい）。

第２の構成（図７）において、ｘ方向において５５ｃｍ及びｙ方向において大幅に小さなサイズを持つ２つの検出器モジュール構成（対象の周りでリングの一部を形成する場合に「リング」と称される）が示される。第３の検出器モジュール構成は、異なるＳＰＥＣＴ角度の下で示される。モジュールはｙ方向においてより小さく、したがって、前記開口角はより小さく、前記効率はより高い（上で与えられた補正係数ａ_coneは１にほぼ等しい）。前記モジュール「リング」の各々は、対応する領域６２Ａ、６２Ｂのみを見る。長方形６２Ａと６２Ｂとの間の欠落した領域７０は、ｙ方向における前記検出器のシフトにより、又は図７に示されるように異なるＳＰＥＣＴ角度の下の追加の検出器７４によりイメージングされる。検出器面積に対する効率は、構成１より大幅に高い。静止検出器構想の最大効率に対して最適化すると、一方の次元における焦点合わせされた隔壁を持つ検出器と他方の次元におけるピンホール検出器とを採用するファンビーム及びスリットの組み合わせが、他の既知の静止検出器構成より高い効率を与えることがわかった。

表１において、ファンビームスリット構成１及び２に対するＤの第１の値は、ｙ方向における前記スラット間の距離に対応し、Ｄの第２の値は、スリット幅ｗに対応する。

表１に示されるように、ファンビームスリットコリメータのＥＳＢＰは、前記構想が大きなカメラに応用される場合（構成１）、平行孔コリメータに対する値より５０％以上高く、前記構想が小さなモジュール又はリングに応用される場合（構成２）、前記平行孔コリメータの２５０％以上であり、これは、マルチピンホールのような他の検出器構想より２倍以上高い効率である。この高い値は、平行孔検出器と比較して５倍の読み出しチャネル数及び８３％大きな検出器面積により達成される。

高い効率は、したがって、（マルチピンホール検出器構想と比較して）検出器面積及び読み出しチャネル数の穏やかな増加だけで達成されることができる。

本発明は、好適な実施例を参照して記載されている。明らかに、前述の詳細な記載を読み、理解すると、修正及び変更が他に思いつく。添付の請求項又は同等物の範囲に入る限り、本発明は全てのこのような修正及び変更を含むと解釈されるべきであると意図される。

本実施例による核医学イメージングシステムの斜視図である。 図１の核医学イメージングシステムに対する検出システムの第１の実施例の斜視図である。 図２の検出システムの側面斜視図である。 コリメータの効率を説明する検出器画素の概略的な斜視図である。 コリメータの空間的解像度を説明する検出器画素の概略的な斜視図である。 図１の核医学イメージングシステムに対する検出システムの第２の実施例の上面図である。 図１の核医学イメージングシステムに対する検出システムの第３の実施例の上面図である。

Claims (20)

1. 放射線検出器と、
   前記検出器の放射線受け面に隣接するコリメータであって、前記コリメータが、
   共通の焦点を持つ複数の離間したスラット、及び
   細長いスリットを規定する、前記スラットに隣接する本体であって、前記スリットは、放射線が前記スリットを通って前記スラットの間を前記検出器まで通過するように構成され、前記本体が前記放射線に対して不透明である前記本体、
   を有する前記コリメータと、
   を有する放射線イメージング装置。
2. 線放射線源、
   を更に含む、請求項１に記載のイメージング装置。
3. 前記スラットの前記共通の焦点が、前記線線源と同一線上にある、請求項２に記載のイメージング装置。
4. 前記スラットが、前記検出器に隣接する前記スラットの末端において互いに平行に構成される、請求項１に記載のイメージング装置。
5. 前記スラットが前記検出器面から延在する、請求項１に記載のイメージング装置。
6. 前記スリットが前記検出器面の反対側で前記スラットの縁に隣接する、請求項４に記載のイメージング装置。
7. 前記スリットが板において規定される、請求項６に記載のイメージング装置。
8. 前記板が前記スラットの末端と接続される、請求項７に記載のイメージング装置。
9. 前記検出器上の対象面の投影が、少なくとも１つの次元において前記対象面より小さい、請求項１に記載のイメージング装置。
10. 前記検出器が画素化されている、請求項１に記載のイメージング装置。
11. 前記スリットが幅及び長さを持ち、前記スリットの前記幅が前記スリットの前記長さより小さく、前記検出器が、前記スリットの前記幅の半分より大きいか又は等しい、前記スリットの前記幅と平行な幅を持つ画素を含む、請求項１０に記載のイメージング装置。
12. 前記スラットが、前記画素の長さに等しいピッチを持つ、請求項１０に記載のイメージング装置。
13. 前記ピッチが約１ｍｍから約３ｍｍであり、前記スラットが約０．０５ｍｍから約０．５ｍｍの厚さを持つ、請求項１２に記載のイメージング装置。
14. 前記板が複数のスリットを含む、請求項１に記載のイメージング装置。
15. 前記検出器が複数の画素を含み、前記スリットの間の間隔が検出器幅より大きい、請求項１４に記載のイメージング装置。
16. 前記スラットが、収束する面において平行である、請求項１に記載のイメージング装置。
17. 請求項１に記載の放射線イメージング装置を少なくとも１つ含む核医学イメージング装置。
18. 前記放射線イメージング装置が、単光子放出コンピュータ断層撮影（ＳＰＥＣＴ）イメージング装置である、請求項１７に記載の核医学イメージング装置。
19. 線源からの放射線を検出器に向けるステップと、
    １つ以上のスリット及び複数の離間したスラットを前記放射線源と前記検出器との間に配置するステップであって、前記スラットが共通の焦点を持ち、これにより放射線が前記スリットを通って前記スラット間を前記検出器まで通過する、当該配置するステップと、
    を有するイメージング方法。
20. 検出された放射線から３次元画像を再構成するステップ、
    を更に含む、請求項１９に記載の方法。

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