JP2013519879A

JP2013519879A - マルチゾーン検出器アーキテクチャを使用する、核イメージング用の方法およびシステム

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Publication number: JP2013519879A
Application number: JP2012552880A
Authority: JP
Inventors: ウォルデマイケル，ティラフン，ウォルデセラシエ
Original assignee: Individual
Current assignee: Individual
Priority date: 2010-02-16
Filing date: 2011-01-10
Publication date: 2013-05-30
Also published as: EP2536337A4; US8481947B2; EP2536337A1; WO2011112273A1; US20110073764A1

Abstract

核イメージング用の方法およびシステムは、通常、入射ガンマ放射線を含む事象に応答して、最大２個または３個の光子のバーストを一度に生じることによってエネルギーを検出することを含む。光検出器アレイのサイズに依存して、７個の光検出器のＦ個の共有中心グループが、ハニカムアレイに配置されて、各連続検出器に対し、一度にＦ個の光学光子のバーストまでのゾーンを観察するようにし、かつ光学光子のバーストを信号出力に変換し、中心グループの各々は、ゾーンに関連付けられている。これにより、検出器の感度を２桁も高めることができ、およびこの過度の感度と引き換えに、かつてない、ＣＴおよびＭＲＩに匹敵する空間解像度を達成することができる。散乱入射放射線による信号出力は、中心グループの各々に拒絶されて画像ボケを低減し、それにより、画質をさらに高める。平面イメージングの場合、Ｆ個までの有効な事象のエネルギーおよび位置信号が、各不感時間期間毎に生成され、かつ画像表示およびデータ分析用のコンピュータメモリに伝達される。検出された有効な事象数は、ＳＰＥＣＴイメージングでは６Ｆまで、およびＰＥＴイメージングでは３Ｆまでである。
【選択図】図１

Description

関連技術の相互参照
本ＰＣＴ特許出願は、３５Ｕ．Ｓ．Ｃ．１１９（ｅ）下において、２００９年９月２９日出願の米国仮特許出願第６１２４６９１８号（「ＭｅｔｈｏｄａｎｄＡｐｐａｒａｔｕｓｆｏｒＨｉｇｈＲｅｓｏｌｕｔｉｏｎ／ＳｅｎｓｉｔｉｖｉｔｙＰｌａｎａｒａｎｄＴｏｍｏｇｒａｐｈｉｃＮｕｃｌｅａｒＩｍａｇｉｎｇＵｓｉｎｇＭｕｌｔｉ−ＺｏｎｅＤｅｔｅｃｔｏｒＡｒｃｈｉｔｅｃｔｕｒｅ（ＭＺＤＡ）」）、および３５ＵＳＣ１１１（ａ）下において、２０１０年２月１６日出願の米国特許出願第１２７０６７０７号（ＡＭｅｔｈｏｄａｎｄＳｙｓｔｅｍｆｏｒＮｕｃｌｅａｒＩｍａｇｉｎｇＵｓｉｎｇＭｕｌｔｉ−ＺｏｎｅＤｅｔｅｃｔｏｒＡｒｃｈｉｔｅｃｔｕｒｅ）の優先的な利益を主張する。これらの関連の仮特許出願および特許出願の内容は、参照によりその全体を本明細書に援用する。

連邦支援による研究開発
非適用。

配列表、表、またはコンピュータ一覧付録の参照
非適用。

著作権情報
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本発明は、概して、核医学への医療的応用に重点を置いた放射線イメージングの分野に関する。更に詳細には、本発明は、平面イメージング（ｐｌａｎａｒｉｍａｇｉｎｇ）および断層イメージング（ｔｏｍｏｇｒａｐｈｉｃｉｍａｇｉｎｇ）（ＰＥＴ／ＳＰＥＣＴ）のための、高解像度／高感度の、および画像信号ノイズ比（ＳＮＲ）が改善された方法および装置に関する。

今日の医療用イメージングは、Ｘ線を使用するＸ線撮影法およびコンピュータ断層撮影法（ＣＴ）、シンチレーションカメラおよびＳＰＥＣＴまたはＰＥＴスキャナを使用する、注入されたまたは摂取した放射性医薬品の核イメージング、強磁場を使用する核磁気共鳴画像法（ＭＲＩ）、および高周波の音波を使用する超音波（ＵＳ）画像法を含む。核イメージングを除いて、全ての医療用イメージングモダリティは、エネルギーが身体の組織に浸透してそれらの組織と相互に作用しかつ組織の解剖学的または構造的情報を画像により提供することに依存している。Ｘ線撮影では、外部電源がＸ線の強力なビームを生じ、それが身体を通過してビームの一部として様々な程度で異なる組織に吸収され、フィルムの異なる部分が、異なる程度感光されて、解剖学的構造の画像が得られる。ガンマ線を用いる核イメージングの場合では、線源により放射線が放出されて身体に伝播する。ガンマ線とＸ線とは、Ｘ線は軌道電子によって原子で放出される一方、ガンマ線は原子核内から放出されるという点で異なり、かつまた、ガンマ線はＸ線よりもかなり高いエネルギーを有することができる。核イメージングでは、放射性医薬品は、対象器官に優先的に蓄積すると知られている医薬品に放射線トレーサを取り付けることによって、形成される。高エネルギーのガンマ放射線は骨にも軟組織にも同じように浸透できるため、現れる放射線のパターンは、投与した放射性医薬品の分布を反映したものであり、対象器官内の血流量、代謝、または受容体密度に関する機能情報を提供する。

核イメージングには、２つのタイプ、すなわち単一光子イメージング、および消滅放射線同時すなわち陽電子イメージングがある。単一光子イメージングはガンマ（またはシンチレーション）カメラや、単一光子放出コンピュータ断層撮影法（ＳＰＥＣＴ）に使用される一方、消滅放射線同時イメージング（ＡＣＤ）は陽電子放出断層撮影法（ＰＥＴ）に使用される。核画像は平面的でも断層的でもよく、平面画像は、本質的に放射性同位元素分布の二次元マップである一方、単一光子放出型コンピュータ断層撮影法（ＳＰＥＣＴ）は、平面的な核イメージングの断層的な対応像であり、身体の断面を通る線源分布画像を生成する。どちらの場合も、身体を通る一連の異なる角度から現れるＸ線またはガンマ線を使用して、一連の断層画像を再構築する。ＳＰＥＣＴ画像を用いて、医師は、体内の特定の器官または組織の機能状態のより正確な判断ができるようになる。同じ放射性同位元素が平面イメージングおよびＳＰＥＣＴイメージングの双方において使用される。線源からのガンマ線は全方向に等しく放射されるので、光子が、孔を通る以外の任意の経路によって検出器に到達しないようにするために、鉛の平行孔コリメータが必要とされる。コリメータは、一般に、狭小な平行孔を備える鉛の厚板からなり、ガンマ線はその平行孔を通過できる。孔に対して平行に進まないガンマ線は吸収されるか、または検出器に達する前に鉛によって停止される。それゆえ、コリメータが身体の上に配置される場合、検出器の相互作用点間の１対１対応、および体内での同位元素の分布を確立でき、これにより、この分布の平面画像を得ることが可能となる。コリメータが除去された場合、ガンマ線は全方向から検出器に到達し、ほとんど情報内容のない均一の白色画像が得られる。陽電子放出イメージングの場合、ガンマ線自体は、核から直接来ない。核が、陽電子、または短半減期を有していて軌道で消滅する正の電子、または負の電子を放出し、その結果一対の逆方向に向けられた５１１ｋｅＶのガンマ線を放射する。一対のガンマ線が常に直線に沿って放射されることによって、単一光子イメージングにおいてコリメータを使用する必要がなくなる。光子が放射されるラインを決定するためには、陽電子源の反対側に配置された２つの検出器を使用する必要があるのみである。次いで、ＰＥＴにおいて使用される画像再構成ソフトウェアによって、線源分布の断層画像を生成できる。従来技術のＰＥＴスキャナは、一般に、患者を取り囲む、いく列もの個別の固定検出器を用いるので、全ての投影角から検出器対によって消滅光子対を記録することができる。陽電子放射体の位置は、検出器対の応答ライン（ＬＯＲ：ｌｉｎｅｓｏｆｒｅｓｐｏｎｓｅ）に沿ってあるので、光子の方向を制限する平行孔コリメータは必要ではなく、コリメータによる減衰を回避する。それゆえ、ＰＥＴスキャナシステムは、ＳＰＥＣＴカメラよりも、放射性同位元素の存在に対する感度が高く、より微妙な症状も検出することができる。

核イメージングシステムは、他の画像モダリティと対比して、機能情報を提供する能力が独特であるが、空間解像度が最低であるという欠点を有する。空間解像度とは、画像で解像できる最小の物体のサイズである。ＭＲＩおよびＣＴ撮影は、一般にそれぞれ１．０および０．４ｍｍの解像度を提供し、平面核カメラまたはＳＰＥＣＴスキャナは約７ｍｍの解像度を提供する一方、ＰＥＴスキャナは４〜６ｍｍの解像度を提供する。核画像の空間解像度が低いことと、解剖学的情報を提供する能力がないこととが相まって、患者用のシングルベッドを備える、単一ガントリー方式でのＰＥＴ／ＣＴまたはＰＥＴ／ＭＲＩ混成システムの開発のきっかけとなり、ＰＥＴ画像をＣＴまたはＭＲＩ画像と共に登録することを可能にした。ＣＴまたはＭＲＩからの解剖学的画像は、患者の器官の病変位置に関してより正確な情報を提供し、加えて、ＣＴ画像はまた、ＰＥＴデータの減衰補正用のデータを提供する。核画像の品質をＣＴおよびＭＲＩの画像の品質により匹敵させるようにするために、核画像用の検出器システムは、空間解像度、感度および画像の信号対ノイズ（ＳＮＲ）を著しく向上させる必要があることが明白である。

シンチレーション検出器は、シンチレータ結晶においてガンマ線が相互作用する場合、可視光子を放射する。核画像は、画像における各画素でのガンマ線の相互作用数を数えることによって構築され、および像コントラストは、画像における計数密度の差から生じる。シンチレータにおけるガンマ線の相互作用の検出は、前置増幅器（ＰＡ）をそれぞれ備える光電子増倍管（ＰＭＴ）またはフォトダイオード（ＰＤ）などの光検出器を使用して、可視光子のバーストを電気パルスへ変換することで行われる。ガンマ線による総エネルギーは、加算増幅器（ＳＡ）において、露光ＰＭＴのＰＡ出力を全て加算することによって得られ、その出力はエネルギー信号の測定値である。ＰＡ出力の振幅は、相互作用点に最も近いＰＭＴで最も高く、距離と共に減少するため、この点の空間座標は、光吸収の重心を決めるためにＰＡ出力を使用することによって決定される。（ｘ，ｙ）座標、すなわち位置信号を生成するために使用される回路は、アンガー（Ａｎｇｅｒ）の位置論理と称する。ガンマ線は、一度にそのエネルギーを付与することによって、すなわち光電相互作用によって、またはわずかな量では、コンプトン（Ｃｏｍｐｔｏｎ）散乱によって、シンチレータと相互作用し得る。光電相互作用は、動きの速いビリヤードの球に似ており、この球は、静止した球に当たって止まり、その全運動エネルギーを静止した球に移す。ガンマ線の場合、エネルギーは軌道電子に移され、軌道電子はそのエネルギーをすぐに、短い距離内での原子との一連の衝突の中で、光の形態で放出する。実際に、光は、ガンマ線の相互作用点から放射されるとみなし得る。光電相互作用では、ＳＡ出力における可視光子数、従ってエネルギー信号の振幅は最大である。他方で、コンプトン散乱相互作用は、動きの速いビリヤードの球に似ており、この球は、視射角で静止した球に衝突し、それゆえ、そのエネルギーの一部しか失わず、その方向を変える。散乱ガンマ線は、相互作用の初期点から任意の距離でシンチレータと相互作用し得る、または、検出されていないシンチレータ結晶から逃れることもあり得る。コンプトン散乱事象のエネルギー信号は、最大とほとんどゼロとの間のどこかにある。実際、核医学画像は、光電事象の大きさと同じとは限らない、最も可能性の高いエネルギー信号の大きさの１０％〜２０％内にあるエネルギー信号を使用して生成される。ＳＡ出力を、選択したエネルギーウィンドウ内のエネルギー信号のみを受け付ける波高分析器（ＰＨＡ）に適用することによって、有効なエネルギー信号が選択される。

平面イメージング用のアンガー型のシンチレーションカメラは、ＰＭＴアレイで観察が行われる平坦な大面積検出器と、ガンマ線エネルギーおよび相互作用点の空間座標を決定するための関連電子回路とからなる。アンガーカメラは光子計測システムであるか、またはパルスモードで動作し、そのため、一度に１つの相互作用で画像が取得される。これは、画像が単一の動作の一部として取得される他のモダリティの電流モードの動作とは異なる。基本的なシンチレーションカメラでは、単一のＳＡのみが設けられ、入力は、検出器の全ＰＭＴのＰＡ出力であり、その数は、一般に合計で３７、６１、または９１である。検出器全体に対する単一のＳＡは、一度に１つのガンマ線の相互作用のみを検出できること、および検出器の動作が単一ゾーンモードにあることを意味する。エネルギー決定は、全ＰＭＴの出力を合計することによって達成されるが、空間座標は、通常Ｘ＋、Ｘ−、Ｙ＋、およびＹ−信号と称する４つの位置信号を生成することによって、決定される。Ｘ＋およびＸ−信号は、ＰＭＴアレイの右半分および左半分のＰＭＴの出力をそれぞれ合計することによって得られる一方、Ｙ＋およびＹ−信号は、同様に、ＰＭＴアレイの上半分および下半分の出力をそれぞれ合計することによって得られる。次いで、各事象のＸおよびＹ座標は、Ｘ＝（Ｘ＋）−（Ｘ−）およびＹ＝（Ｙ＋）−（Ｙ−）を取り、それぞれ（Ｘ＋）＋（Ｘ−）および（Ｙ＋）＋（Ｙ−）に正規化して、得られる。それゆえ、光子エネルギーおよび空間座標の決定が、相互作用点から遠く離れたＰＭＴからのノイズの影響を受けやすいことは、避けられない。さらに、検出された各事象は、検出器のＰＭＴアレイ全体を含み、かつ一度に検出できる相互作用は１つのみであるという事実は、依然として従来のシンチレーションカメラの重大な欠陥の１つである。検出器における２つ以上の相互作用は、大きすぎてエネルギーウィンドウから外れるエネルギー信号をもたらすため、拒絶される。画像ボケが生じるのは、検出器の異なる点における２つ以上のコンプトン散乱相互作用が同時に発生し、およびエネルギー信号が、光電相互作用に対応する信号となる場合である。次いで、複合エネルギー信号が有効としてＰＨＡに受け入れられ、アンガーの位置決め論理回路が、光電相互作用の位置として、コンプトン散乱相互作用間の中間位置の座標を生成する。これらの事象は、光電相互作用がそこでは発生していないため、誤位置パイルアップ事象と称し、これらの事象の効果は、放射性医薬品の分布の画像にボケを生じさせる。一度に検出できるガンマ線の相互作用数の増加を図るために相当な努力および研究がなされてきている。従来技術の核カメラで採用された１つの解決法は、ＳＡを省略し、別個のアナログ・デジタル変換器（ＡＤＣ）において個別にＰＭＴの各ＰＡ出力をデジタル化し、かつデータをコンピュータメモリに読み込ませることである。次いで、コンピュータプログラムがデータを分析して、有効なガンマ線の相互作用に対応するＰＡ出力のグループを特定する。この技術により、今や一度に３つまでの事象を検出できるようになり、およびこのように動作するカメラをデジタルカメラと呼ぶ。それゆえ、デジタルカメラは、この性能の向上を反映するために、ＰＭＴ毎に１個のＡＤＣを有すると宣伝されることが多い。単一ゾーン動作の限界を克服するガンマカメラ設計の別の手法は、検出器を複数の地理的なゾーンに分割し、それらゾーンのそれぞれが、複数の事象を検出できるように、ＳＡおよびアンガーの位置論理を備え、かつ独立して動作するようにした手法である。しかしながら、この手法はまた、一度に最大３個の有効な事象しか検出しないように制限されている。それゆえ、拒絶され続ける多数の有効な相互作用は、非常に不利なままである。

ＰＥＴ用の検出器結晶は、陽電子消滅ガンマ線のエネルギーが高いために、単一光子イメージングよりもかなり厚くなる。加えて、コリメータがＰＥＴにおいて使用されないこと、およびガンマ線がまた、斜めの角度で検出器に到達し得ることは、入射角が大きいほど、結晶でガンマ線が横断できる距離が長くなることを意味する。ＰＥＴにおける画像再構成ソフトウェアは、シンチレーション事象が結晶表面の初期入射点の真下で発生すると仮定するが、これは非常にまれなことである。このようなシンチレーション事象の誤った位置決めは、深さ方向の相互作用位置（ＤＯＩ：ｄｅｐｔｈ−ｏｆ−ｉｎｔｅｒａｃｔｉｏｎ）エラーと呼ばれる画像ボケを生じる。それゆえ、ＰＥＴ用の厚みのある検出器には、低空間解像度および画像の著しいＤＯＩボケという問題が伴う。ＰＥＴ画像の解像度は、現在のところ平面画像の解像度よりも良好である。なぜなら、ＰＥＴ検出器モジュールは、一般に小さなセグメント（一般に３×３×３０ｍｍ^３）に分割され、セグメントにおいて相互作用が起こったらシンチレーション光の発散を制限することによって空間解像度を向上させているためである。しかしながら、検出器のセグメント化はＤＯＩエラーに対する影響がない。なぜなら、高エネルギーガンマ線はセグメントにかかわらず貫通できるためである。

核イメージングシステムの別の重要の特徴は計数率能力であり、これは、検出器の不感時間に直接関連する。イメーシングの応用は、患者の運きまたは体内での放射性医薬品の迅速な再分配を伴う場合があり、画像を可能な最短時間で構成できない限り、ボケた画像をもたらし得る。シンチレーションカメラにおける個々の被検出事象間の最短の時間間隔は、その不感時間と呼ばれる。不感時間は、結晶におけるガンマ線の相互作用と、コンピュータメモリへの、デジタル化されたエネルギーおよび位置情報の伝達との間の期間にわたる。２タイプの不感時間、すなわち、シンチレータ減衰時間の特徴である、検出器の麻痺型（ｐａｒａｌｙｚａｂｌｅ）不感時間と、デジタルデータを生成してコンピュータメモリに伝達するために、信号処理ハードウェアおよびコンピュータインターフェースが必要とする時間である、非麻痺型不感時間とがある。非麻痺型不感時間は、一般的により長いが、一定のままであるが、麻痺型不感時間は計数率と共に増大する。それゆえ、麻痺型検出器の計数率は、その不感時間τ_０の逆数に比例するピーク値までのみ増大してから、計数率が増大するにつれて減少し、最終的には、検出器の麻痺を生じる。これは、１個のシンチレーション事象がその前の事象の直後に続くと、それらが合わさり、エネルギー信号がＳＡでパイルアップし、ＰＨＡにより双方とも拒絶されるようになるため、発生する。計数率が増加するにつれパイルアップ拒絶は頻繁になり、不感時間は長くなる。既存のイメージングシステムにおいて検出器の麻痺を回避する方法は、計数率を、それゆえ同様に放射性医薬品の投与量を制限することによるものである。計数率は滅多に２０％のカウントロス点を超えて上昇することはなく、これは、ピーク計数率の８０％しか達成できないことを意味する。検出器およびＰＭＴアレイの非効率的な使用は、長いこと認識されており、相当な注目を集めている。しかしながら、上述の通り、不感時間期間当たり２個または３個の事象のみを記録できるため、検出器の感度を２倍超または３倍超高めることは実際的ではなかった。

ＰＥＴイメージングは、同時対における事象の相互作用時間を比較して、画像再構成での使用の前に時間的重複を確立することを必要とする。現在の設計は、同時事象が検出されたら、個々の事象の相互作用時間を親時計と比較して、エネルギーおよび空間座標と共にタイムスタンプを記憶する。同時用の時間ウィンドウは、検出器の不感時間よりも著しく短く、その結果、被検出事象のほんの一部分のみが同時をもたらす。これは、体内での放射能の迅速な再分配が（これは、多くの研究において生じることがある）、画像再構成ソフトウェアを使用してデータを後に処理する必要があるため、リアルタイムではなく事後にのみ観察できることを意味する。

１４０ｋｅＶガンマ線用のシンチレーション検出器は、通常、適正な感度を保証するために６〜１２ｍｍの厚みを有する。しかしながら、固有空間解像度および検出器の感度は、相反する厚さの条件を有する。なぜなら、検出器の厚さが厚いほど、ＰＭＴ側から出射するシンチレーション光の発散が大きくなるためである。それゆえ、固有解像度が低下されるべきではない場合、検出器の感度は他の方法で高める必要がある。１４０ｋｅＶガンマ線用の７．５ｍｍ厚さのＮａＩ検出器は、平面イメージングおよびＳＰＥＣＴの固有解像度が７．２ｍｍである。５１１−ｋｅＶガンマ線用のＢＧＯ検出器は、一般に、適正な検出効率を有するために２０〜３０ｍｍの厚さを有し、および厚さ３０ｍｍの連続ＢＧＯ検出器は、固有解像度が３１ｍｍであり、これは許容できない。それゆえ、従来技術のＰＥＴスキャナは、２．５４×２．５４ｃｍ^２ブロックのＢＧＯをのこぎりで切ることによって８×８アレイの（３×３ｍｍ^２）要素にセグメント化して用いることによって、４〜６ｍｍの空間解像度を達成する。セグメント間でのこぎりで切られたものは、シンチレーション光の出射時の発散の防止を助けるように、銀メッキされる。空間解像度のさらなる改善は、セグメントサイズを大幅に小さくすることを必要とし、検出器内で個々のセグメントを特定することを次第により困難にする。当業者は、この方法を使用する２ｍｍの等方解像度が限界であると推定する。しかしながら、結晶構造への解像度の依存の理論的分析は、これも実際的ではないことを示している。

検出器ブロックのセグメント化は、セグメントにおいて相互作用が発生したときにはシンチレーション光の発散を制限するのに効果的であるが、斜めに入射するガンマ線が検出器セグメントを貫通する能力に対しては影響がない。ガンマ線が検出器セグメントを貫通することによる画像の歪み、すなわちＤＯＩは、複数の層のシンチレータか、またはＰＭＴと共に光検出器としてアバランシェフォトダイオード（ＡＰＤ）の使用かのいずれかを含む検出器技術を必要とし、これは、解像度を高めることなく、検出器のコストを増大させ、かつ複雑さを増す。ＤＯＩエラー補正を行う陽電子断層撮影装置が利用可能になっているが、画質の改善はわずかにすぎなかった。核イメージングシステムの限界を克服するための現在の戦略は、病気自体を治すのではなく、症状を治療することであるとみなすことができる。現代のＰＥＴスキャナはまた、画像再構成用のデータのバックプロジェクションから生じる画像ノイズを制限するために、ＴＯＦ能力を備えている。核イメージングの画質は、それにもかかわらず、ＣＴおよびＭＲＩの画質よりもかなり劣ったままである。現在利用可能な検出器アーキテクチャは、いかなる有意な方法によっても問題に対処しそうにない。さらに、核イメージングシステムの感度の改善に与えられた多数の出版物および特許にもかかわらず、核画像の空間解像度の改善にはほとんど注意が払われていない。現在のＰＥＴシステムにおける有効同時の識別は、ハードウェアを使用するリアルタイム検証とは対照的に、大量の未加工データで動作するソフトウェアを使用して実施されることが多く、これは、記憶空間の非効率的な使用および計算時間を生じることも留意されたい。

マルチゾーン動作を達成する直接的な手法は、例えばＮａＩ（Ｔｌ）およびＣｓＩ（Ｔｌ）シンチレータの画素で構成されたアレイの場合のように、検出器を複数の独立した地理的なゾーンに分割することであった。しかしながら、これらアレイの個別の検出器は、Ｓｉフォトダイオードを使用して独立した読み出しを必要とし、これは、それらの数が多いために高価になる。そのようなアレイは、小型の、携帯カメラおよび波高分光分析システムに応用される。高純度ゲルマニウム（ＨＰＧｅ）およびＺｎＣｄＴｅの半導体検出器アレイ（これは複合型シンチレータ−光検出器の必要性をなくす）が、さまざまな成功度で開発されている。しかしながら、ＨＰＧｅ検出器は極低温冷却を必要とする一方、ＺｎＣｄＴｅ検出器は、現在のところ、大型に作製することが困難である。その結果、量子効果の低さ、量子効果におけるユニット毎の変動、およびガラス壁ゆえの、不感帯からのパッキングフラクション（ｐａｃｋｉｎｇｆｒａｃｔｉｏｎ）の低さにもかかわらず、ＰＭＴは、核イメージングシステムに選択される光検出器であり続けている。

上記を考慮して、感度を向上し、画像ＳＮＲおよび空間解像度を高めるために、検出器設計に対する新しい手法が絶対的に必要とされている。画像における病変検出性は、平面および断層画像において一様に、誤位置パイルアップ事象によるボケを減少させ／なくし、かつＰＥＴシステムにおけるＤＯＩエラーを減らすことによって、さらに改善する必要がある。

本発明の目的は、これらすべての改良を提供することにある。

本発明を、添付図面に、限定ではなく一例として示し、同様の参照符号は類似の要素を指す。

図１Ａ〜１Ｅは、本発明の実施形態による検出ゾーン用の例示的なＰＭＴアレイ構造を示す。図２Ａは、本発明の実施形態による、検出ゾーン用の例示的な誤位置パイルアップ抑制回路の単純なブロック図を示す。図２Ｂは、本発明の実施形態による例示的な検出ゾーン回路の単純なブロック図を示す。図３は、本発明の実施形態による、ＭＺＤＡを備える例示的なシンチレーションカメラの単純なブロック図を示す。図４Ａは、本発明の実施形態による六角形のＰＥＴスキャナの利用可能な最大視野（ＦＯＶ）を示す。図４Ｂは、本発明の実施形態による六角形のＰＥＴスキャナの最小の円形視野（ＦＯＶ）を示す。図４Ｃは、本発明の実施形態による、湾曲した検出器に基づく六角形のＰＥＴスキャナの最小の円形視野（ＦＯＶ）を示す。図５は、本発明の実施形態によるＰＥＴ／ＳＰＥＣＴスキャナの例示的な同時検証論理回路を示す。図６は、本発明の実施形態による例示的な六角形のＰＥＴ／ＳＰＥＣＴスキャナ単純な機能ブロック図を示す。図７Ａは、本発明の実施形態による、光ファイバー結合を使用することにより多数の小型有効サイズＰＭＴを用いる例示的な幾何学的サンプリングを示す。図７Ｂは、本発明の実施形態による、図７ＡのＰＭＴＰ_１およびそのＰＡの例示的な等価回路を示す。図７Ｃは、本発明の実施形態による、４チャネルのＰＭＴ、関連のＰＡおよびＳＡの例示的な等価回路を示す。図８は、本発明の実施形態による、４個の隣接する放射線カウンタが増幅器、ＰＨＡおよびＡＤＣを共有できるようにする例示的な回路を示す。

他に指定のない限り、図面は必ずしも縮尺通りではない。

上述および他の目的を達成するために、かつ本発明の目的に従う、マルチゾーン検出器アーキテクチャ（ＭＺＤＡ）を使用する核イメージング用の方法およびシステムが提示される。

ＭＺＤＡの一実施形態では、システムは、入射放射線の光子を含む事象に応答して光学光子のバーストを生じる少なくとも１つのエネルギー検出器を含む。ＭＺＤＡは、少なくとも１つのエネルギー検出器のゾーンを観察しかつ光子のバーストを信号出力に変換するために、ハニカムアレイに配置された７個の光検出器のＦ個の共有グループを含み、中心グループの各々は、少なくとも１つのエネルギー検出器のゾーンに関連付けられている。誤位置パイルアップ抑制回路は、入射放射線の散乱光子による信号出力を拒絶するために、中心グループの各々に関連付けられる。検出ゾーン回路は、１つの検出器不感時間の期間中にＦ個の事象の検出においてエネルギーおよび位置信号を生成するために、Ｆ個の共有グループの各々に関連付けられる。別の実施形態はパイルアップ防止回路をさらに含み、この回路は、麻痺型検出器が非麻痺型として動作できるようにし、かつ計数率によって不感時間が増加すること、および検出器の麻痺を生じることを回避する。さらに別の実施形態は、エネルギーおよび位置信号のためのアナログ・デジタル変換器（ＡＤＣ）をさらに含む。Ｆ個の入力を備えるマルチプレクサは、Ｆ個の事象のデジタルエネルギーおよび位置信号をコンピュータメモリに伝達する。さらに別の実施形態は、空間線形補正ハードウェアをさらに含み、これは、デジタル化信号で動作して、非線形から生じる歪みを軽減する。別の実施形態は、画像表示およびデータ分析用の光検出器のゲインのバラツキから生ずるエラーを軽減するためのエネルギー補正ハードウェアをさらに含む。感度、空間解像度、および核画像の信号対ノイズ比（ＳＮＲ）を改良するためのＭＺＤＡの上述の技術は、平面および断層（ＰＥＴ／ＳＰＥＣＴ）イメージングの双方に例示的な設計に適用されてきた。

ＭＺＤＡの別の実施形態では、方法は、連続シンチレータからの光子のバーストを光検出器に結合するために光ファイバーを使用して、光検出器の有効サイズを小さくするステップを含み、それにより、ＰＭＴからガラス壁を効果的に除去し、かつパッキングフラクションを１００％に増大させ、光検出器数の実質的な増加を可能にし、それにより、検出器の有効不感時間をさらに削減する。これが、検出器の感度／計数率応答、および画像の空間解像度の双方を上げる。これは、シンチレーション検出器の空間サンプリングを高め、それゆえエネルギーおよび位置信号のより正確な決定が可能になり、およびノイズによる画像ボケを減らす。別の実施形態は、独立した隣接する放射線検出器を光検出器に結合するステップをさらに含む。これにより、通常別個の信号処理回路を備える隣接する放射線検出器が、検出ゾーンに配置されること、およびこれらの回路を共有してコストを削減しつつ、独立した検出器の空間解像度能力を維持することが可能となる。

本発明の他の特徴、利点、および目的は、添付の図面と併せて読む必要のある以下の詳細な説明からより明らかとなり、より容易に理解される。

本発明は、以下の詳細な図面および説明を参照することにより、最もよく理解される。

本発明の実施形態を、図面を参照して下記で説明する。しかしながら、当業者には、本発明の範囲はこれらの限定された実施形態を越えて及ぶため、これらの図面に関して本明細書で与えられる詳細な説明は例示のためのものであることを理解されたい。例えば、本発明の教示を考慮すると、以下説明して示す実施形態における特定の実装例の選択肢を越えて、特定の用途での必要性に応じて、本明細書で説明する任意の所与の詳細の機能性の実装に対する多くの代替的および好適な手法を当業者が認識することを理解されたい。すなわち、本発明には多数の修正例および変形例があり、これらはリストするには数が多すぎるが、全て、本発明の範囲内に収まる。また、適切な場合には、単数形の語は複数形として、およびその逆として、および男性形を女性形として、およびその逆として読み取れ、および代替的な実施形態は、必ずしも、２つが相互排他的であることを意味しない。

以下、本発明を、添付図面に示すような実施形態を参照して詳細に説明する。

好ましい実施形態の詳細な説明を本明細書に提供する。しかしながら、本発明は、様々な形態で供し得ることを理解されたい。それゆえ、本明細書で説明する具体的詳細は、限定であると解釈するべきではなく、特許請求の範囲の基礎として、および当業者に教示するための、適度に詳細な実質的に任意のシステム、構造または方法において本発明を用いるための代表的な基礎として解釈するべきである。

本明細書で示す任意の正確な測定値／寸法または特定の構成材料は、好適な構造の例として提供しているにすぎず、決して限定を意図するものではないことを理解されたい。特定の用途の必要性に応じて、当業者は、以下の教示を考慮して、多数の好適な代替的な実装例の詳細を容易に認識する。

本発明の好ましい実施形態の３つの幅広い設計目的は、（ａ）画像ＳＮＲを高めるための検出器の感度の向上、（ｂ）核画像における病変の検出性を高めるための空間解像度の向上、および（ｃ）シンチレーションカメラおよびＳＰＥＣＴ画像における誤った位置でのパイルアップ事象とＰＥＴ画像におけるＤＯＩエラーとに起因する画像ボケの低減である。これは、マルチゾーン検出器アーキテクチャ（ＭＺＤＡ）を使用して検出器の不感時間を著しく削減し、かつ誤位置パイルアップ抑制（ＭＰＳ）回路を含むことによって、達成される。基本的な核イメージングシステムが、不感時間期間毎の単一のシンチレーション事象の画像を構築する一方、ＭＺＤＡは、因数Ｓだけ（これは２桁程度（Ｓ≧１００）とし得る）検出器の有効不感時間を削減し、それにより、ピーク計数率をＳ倍だけ増加させる。本発明の好ましい実施形態では、検出ゾーンとして好ましくは７個のＰＭＴのハニカム配置を使用して、Ｓは、Ｓ≒Ｐ／１１、（式中、Ｐは、ＰＭＴアレイサイズである）として推定し得る。検出器の感度が結果として増加することにより、検出器を厚くして感度を高める必要はなく、それにより、空間解像度も向上させることができる。ＭＺＤＡおよびＭＰＳ回路を用いる好ましい実施形態は、一般的に、画像の誤位置での事象をＰ分の１に減少させる。好ましい実施形態では、検出器の感度は、所望であればＳ倍にまでし得るが、２倍または３倍のみに制限されるため、過度の感度を引き換えにして空間解像度を向上し得る。ＭＺＤＡを使用する好ましい実施形態において、Ｓを増加できる程度は、現在１．２７ｃｍ（１／２インチ）の利用可能な最小のＰＭＴサイズに依存する。３３１個の１．２７ｃｍのＰＭＴによって観察される１．７ｃｍ厚さの六角形の２９ｃｍ幅のＮａＩ（Ｔｌ）検出器を使用する本発明によるシンチレーションカメラ設計は、コリメータ面において約２．１ｃｍの解像度、およびコリメータ面から１０ｃｍの箇所において３．４ｃｍの解像度を提供し、同じアレイサイズを使用する単一ゾーン設計の感度の２倍である。従来技術に基づく設計は、一般に、０．９５ｃｍの結晶厚さを使用して適切な感度を達成し、７ｃｍの最高の解像度を提供し得る。感度および空間解像度のさらなる向上は、有効ＰＭＴサイズを低減することによってのみ可能である。なぜなら、実際のＰＭＴサイズの低減は、ＰＭＴにガラス壁があるために、制限なしには続けることができないためである。本発明の好ましい実施形態では、有効ＰＭＴサイズは、シンチレータとＰＭＴとの間の光ファイバー結合を使用することによって低減される。非限定的な例では、光ファイバー結合を使用してＰ＝１９３０の１．２７ｃｍＰＭＴのアレイの有効サイズを７．６ｍｍまで削減する、３６×３２ｃｍ^２のＮａＩ（Ｔｌ）結晶を使用する設計は、コリメータ面において１．０ｃｍの解像度を、およびコリメータ面から１０ｃｍ離れた個所において１．８ｍｍの解像度をもたらす。本発明では、光ファイバー結合によって、ＰＭＴのパッキングフラクションを実際的に１００％まで増やすことが可能になる。なぜなら、ガラス壁の厚さがもはや問題とはならないためである。それゆえ、本発明における光ファイバー結合のさらなる恩恵は、サイズおよび形状に関わらず性能およびコストのみに基づいてＰＭＴを選択できることである。

本発明によれば、ＭＺＤＡ、ＭＰＳおよびパイルアップ防止回路（ＰＰＣ）を備える連続結晶ＮａＩ（Ｔｌ）検出器を使用する高解像度／高感度の六角形のＰＥＴ／ＳＰＥＣＴスキャナは、ＰＥＴにおける同時検出率を３倍にするため、かつＳＰＥＣＴイメージングにおいて単一の回転検出器ヘッドの計数率能力の６倍を達成するために、３つの検出器対を同時に動作させることによってスキャナの感度をさらに高めることができることを示す。現在のＰＥＴ設計では、有効なガンマ線の相互作用の空間（ｘ−、ｙ−、ｚ−）座標は、まず、親時計を使用してタイムスタンプと共にコンピュータメモリに記憶され、かつソフトウェアを使用して未加工データが後処理され、対向する検出器対における有効同時のごく一部を抽出する。本発明の顕著な特徴は、視野（ＦＯＶ）内の有効同時が識別され、およびハードウェアを使用してリアルタイムに飛行時間（ＴＯＦ）情報が決定されることであり、これは、データ処理時間を節約する。本発明では、同時検証は固定持続期間τ_ｃのパルスを伴う。固定持続期間τ_ｃのパルスは、各有効なガンマ線の相互作用によってトリガされ、その後、有効同時をテストするためにリアルタイムにデジタル回路によってＦＯＶ内の同様のパルスと比較される。これにより、３つの検出器対の各々における同時発生を並行して検証でき、それにより、ＭＺＤＡを備える単一の検出器対の同時検出率を３倍だけ増加させる。本発明では、対向する検出器対間の個々の相互作用線（ＬＯＩ）が検出ゾーンの開口角内の（ａｎｇｕｌａｒ）ＦＯＶ内にある場合にのみ、同時事象は有効であると受理される。開口角内のＦＯＶは、図４に示すように、非限定的な例における直径Ｄ＝３０ｃｍの患者、および長さＬ≒２Ｄ≧６０の検出器では２９°〜３４°の範囲に留まる。エネルギー解像度を向上させるためにＮａＩ（Ｔｌ）を用いることに加え、ＬＯＩを開口角内のＦＯＶ内に制限することは、ＦＯＶ外からの偶発的および散乱同時による画質劣化を最小限にする。非限定的な例では、０．８ｍｍ厚さのシンチレータおよび検出器当たりＰ＝１２８７、１．２７ｃｍのＰＭＴのアレイを使用することにより、０．６６ｍｍの空間解像度、および単一ゾーン動作よりも２倍も良好な相対感度を、または結晶の厚さが１．８ｍｍまで厚くなる場合には、１．５ｍｍの解像度、および１０倍よりも良好な相対感度を提供する。ＰＥＴでは、厚さ２〜３ｃｍのブロック検出器は、大きなＤＯＩエラーを生じる。本発明では、このソースによる画像ボケは、シンチレータの厚さを著しく薄くしたために実質的に排除されているので、ＤＯＩエラーの補正がもはや必要ない。ＰＥＴシステムの画像ノイズの第２の主な原因は、ランダムかつ偶発的同時が画像データに寄与することである。非限定的な例では、ＰＥＴ設計は、検出器として、連続的な平坦なＮａＩ（Ｔｌ）結晶の六角形の配置を使用する。ＮａＩ（Ｔｌ）は、他のほとんどのシンチレータよりもはるかに高い光出力を有するため、例えばＢＧＯの±２０％と比較して、±１０％のエネルギーウィンドウを用いることをできるようにする。低減エネルギーウィンドウは、画像に加えられる散乱およびランダム同時をかなり減少させるので、ＳＮＲを増大させる。本発明の他の実施形態では、飛行時間（ＴＯＦまたはＴＦ）の能力が望まれる場合、ＮａＩ（Ｔｌ）検出器を、好適に迅速なシンチレータの検出器、例えば、限定されるものではないが、ＬＳＯ、ＬＹＳＯ、ＧＳＯなどと置き換えることができる。

本発明の好ましい実施形態では、０．８ｍｍ厚さのＮａＩ（Ｔｌ）シンチレータに基づくＰＥＴスキャナはまた、低エネルギーの高分解能コリメータに適合することに加え、ＳＰＥＣＴスキャナとして用いることができる。非限定的な例では、６個の検出器は、互いに同時に独立して動作するように設計される。スキャナの解像度は、コリメータ面において０．９５ｍｍまで、およびコリメータ面から１０ｃｍの箇所において１．６ｍｍまで減少し、相対感度は、単一ゾーンモードで動作する単一の回転検出器ヘッドの６．０倍である。コリメータ面から１０ｃｍの箇所において２．０ｍｍの解像度低下を得るためにコリメータの厚さを薄くすることによって、相対感度を、単一の検出器ヘッドの６．０倍のみと比較して、１７倍まで高くする。ＳＰＥＣＴスキャナは、イメージング中に静止して保持される場合には平面イメージングにさらに用いることができる。この実施形態では、対向する検出器ヘッドの各対は、互いに６０°の角度に向けられた３つの高質の画像を獲得するために、連続して動作できる。空間解像度は、ＳＰＥＣＴイメージングの場合と同じままである一方、３つの検出器対の感度は、ＳＰＥＣＴ動作の感度の３分の１である。従来技術の設計では、平面画像の解像度は、通常、コリメータから離れるように動くにつれて次第に低下する。連続して動作する２つの対向する検出器を用いる本発明では、平面画像の解像度は、スキャナの軸に向かってのみ低下し、これは、はるかに良好な画質をもたらす。

本発明の様々な実施形態では、ＭＺＤＡの実装例を、上述の単一結晶検出器に限定する必要はない。連続結晶設計における検出ゾーンは、光検出器として使用されるＰＭＴのサイズが大きくかつ空間解像度が低いために、必要とされる。検出ゾーンは、シンチレーション事象の空間座標を、アンガーの位置決め論理を使用して決定できるようにする。小型の携帯カメラ用の、画素で構成されたシンチレータアレイ、およびエネルギー選択放射線カウント用の半導体検出器アレイは、高解像度を提供するのに十分に小型であり、それゆえ、それら自体の専用の増幅器およびＡＤＣを備え、それによりとりわけ高価となる。本発明によれば、計数率密度が画素密度よりもはるかに少ないカウンタシステムを、ＭＺＤＡから恩恵を受けるように再設計でき、その設計では、検出器のグループが信号−処理回路を共有でき、それにより、元の空間解像度を保持するより経済的な設計を提供する。非限定的な例では、検出器の密度はＮ_０（画素／ｃｍ^２）であり、適用に予測された最大計数率密度はＣ_０（カウント／ｓ／ｃｍ^２）であり、ここで、Ｃ_０＜Ｎ_０である。真の計数率Ｃ_０は、Ｃ_０≧０．２２３／τ_０（ここで、τ_０は、独立して動作する画素行列の単一の検出器の不感時間である）を条件として２０％以下の不感時間損失で記録でき、これは、Ｓ＝４．４８Ｃ_０を意味する。次いで、画素で構成された検出器における増幅器および事象−検証回路を、ｋ＝Ｎ_０／Ｓ≧２、またはＮ_０≧２Ｓ＝８．９６Ｃ_０≒９．０Ｃ_０であることを条件に、２個以上の隣接する画素で共有できる。２≦ｋ＜３の場合、平均して最大１つのみの事象が各画素対に達するため、２個の隣接する画素は同じ回路を共有できる。同様に、３≦ｋ＜４の場合、３個の隣接する画素が回路を共有できるなどである。共有された信号−処理回路で生成された電気信号は、画素行列内の事象位置のために容易に復号化される一方、ガンマ線のエネルギーは、これらの信号のデジタル値から決定される。複数の画素間で回路を共有する能力によって、良好な空間解像度のために画素を十分に小さくする一方、回路のコストをｋ分の１に削減することができる。

図１Ａ〜１Ｅは、本発明の実施形態による例示的なＰＭＴアレイ構造を示す。図１Ａは、７個のＰＭＴの群からなる検出ゾーンを構成するハニカム構造の例示的なＰＭＴアレイ１００を示す。７個のＰＭＴ１〜７は、発生されるべき被検出事象の正確なエネルギーおよび位置信号に関する十分な情報を提供する。分析により、中心のＰＭＴ１で有効な事象が検出されるときに、７個の最も近いＰＭＴがシンチレーション光の９０％〜９６％を集めること、および２つの隣接する検出ゾーン間でのクロストークが１％未満であることが示される。図１Ｂは、図示の１３２個のＰＭＴアレイ１１０に対する最低の最大数の７個の独立した検出ゾーンを示す一方、図１Ｃは、アレイ１２０における最高の最大数の１５個の独立した検出ゾーンを示し、これらは事象分布に依存する。独立した検出ゾーン数は、重なりを生じずには新しいゾーンを追加できない場合に、最大となる。図１Ｄは、検出ゾーンをアレイ１３０に、ゾーン１〜６のように密に、ゾーン７のように完全に分離して、またはゾーン８および９のように空間的に重ねて（これは検出ゾーン回路によって拒否される）詰めることができることを示す。図１Ｅは、アレイ１４０の外側の周りのＰＭＴは、検出ゾーンのＰＭＴが７個未満になるため、検出ゾーンに対し中心ＰＭＴになれないことを示す。検出ゾーンに対し可能な中心ＰＭＴはグループ化され、検出ゾーン回路を共有する。これは、１個の介在ＰＭＴによって分離された２個のＰＭＴは、それぞれ独立した検出ゾーンに対し中心ＰＭＴとなることができないためである。検出ゾーンのＰＭＴは、明らかにこの基準を満たしており、それゆえ、検出ゾーン回路を共有できる中心ＰＭＴの最大数も７個である。必要な検出ゾーン回路の数Ｆは、７個の中心ＰＭＴからなる共有グループ数を最大にすることによって、最小にできる。検出ゾーンを共有する中心ＰＭＴグループの回路は、モジュール形式からなることができ、モジュールは、２〜７個のＰＭＴのグループからなる。いずれのＰＭＴアレイも、Ｆ個のそのようなモジュールを結合することによって、形成できる。この例では、アレイに対しＦ＝１９個のグループの中心ＰＭＴが、２〜７個のＰＭＴからなるモジュールで構成されるが、６個のＰＭＴを備えるモジュールは必要とされなかった。

図２Ａは、本発明の実施形態による例示的な誤位置パイルアップ抑制回路の単純なブロック図を示す。図２Ａは、誤位置パイルアップ抑制（ＭＰＳ）回路２１０と、検出ゾーン回路が一度に１個の中心ＰＭＴのみがアクティブであることを保証するため、検出ゾーン回路を共有する７個の中心ＰＭＴのグループ用の事象スイッチ２３０とを示す。ＭＰＳ回路２１０の機能は、散乱放射線による中心ＰＭＴの前置増幅器（ＰＡ）の出力を拒絶することである。検出ゾーンに最も近い１２個のＰＭＴのＰＡ出力はまた、パイルアップ事象を回避しかつ隣接する検出ゾーン間のクロストークを最小にするように、チェックされる。図２Ａは、ＰＭＴＴ_１〜Ｔ_７のＭＰＳ回路２１０の一実装例を示し、これは、検出ゾーン回路を共有する第１のグループの中心ＰＭＴを含む。結晶中心に対するＴ_１の空間座標（ｘ_０，１、ｙ_０，１）、および検出ゾーン内のＰＭＴのＰＡ出力（ｖ_１，１、．．、ｖ_１，７）を、１組のアナログスイッチ２３０を通してコモンバス２４０にもたらす。関連の遅延線２２０は、

の時間を生成できるようにし、かつスイッチをアクティブにできる。Ｔ_１用のＭＰＳ回路２１０は、ｖ_１，１＞ｆ_ｍｉｎＶ_Ｌの場合、論理高パルス（ｌｏｇｉｃ−ｈｉｇｈｐｕｌｓｅ）Ｚ_１，１を生成し、これはｖ_１，１＞ｖ_１，ｉ、ｉ＝２、３、…、７であること、および被検出事象を有効とし得ることも意味する。Ｔ_１での事象は、１２個の第２のリング状のＰＭＴにおける事象が同時に条件ｖ_１，ｉ＞ｆ_ｍｉｎＶ_Ｌ、ｉ＝８、９、．．．、１９を満たさない場合に、空間的に独立して決定され、これにより、双方とも拒絶される。第２の有効な事象がＴ_１における有効な事象とし得る最も近いものは、図１Ｄにおける検出ゾーン１、２および３の中心ＰＭＴに関しては、１８個の第３のリング状のＰＭＴの１つにあるとし得る。第２のリング状のＰＭＴのＰＡ出力が上述の条件を満たす場合、Ｄ_１，１＝０および

であるため、

はアナログスイッチ２３０を閉じ、かつまた、

としてコモンバス２４０に出現する。Ｔ_１と同じグループにおける他のＰＭＴは、このバスには接続されない。なぜなら、一度に１つしか中心ＰＭＴが存在しないためである。

図２Ｂは、本発明の実施形態による例示的な検出ゾーン回路の単純なブロック図を示す。検出ゾーン回路は、加算増幅器（ＳＡ）２５０と、アンガー位置回路２６０と、パイルアップ防止回路（ＰＰＣ）２７０と、標準的なエネルギーウィンドウよりも幅の広い波高分析器（ＰＨＡ）２８０と、Ｔ／Ｈを備える４個１組のＡＤＣ２９０と、外部データラッチ２９５とを含む。図３に示すような、後でのエネルギー補正を可能にするために、ここでは、標準的なエネルギーウィンドウよりも広いものが使用される。検出ゾーンにおけるＰＭＴのＰＡ出力、Ｔ_１の中心の座標（ｘ_０，１、ｙ_０，１）、およびデジタル信号

は、図面上部のコモンバス２４０で入手できる。アナログ位置回路２６０は、Ｔ_１の中心に対する相互作用点の座標ΔｘおよびΔｙを生成するので、結晶中心に対する相互作用点の絶対座標ｘ’_１＝ｘ_０，１＋Δｘおよびｙ’_１＝ｙ_０，１＋Δｙを生成できる。エネルギー信号Ｅ’_１が、同様に、ＳＡ２５０において、検出ゾーン内のＰＡ出力から生成される。生成されたアナログ信号は、ＰＰＣ２７０に適用されて、複数のパイルアップ相互作用から第１のパルスを回復する。補正済みエネルギー信号Ｅ_１が、Ｖ_Ｌ＜Ｅ_１＜Ｖ_Ｈであるかどうかを決定するためにテストされ、この場合、論理−低パルス

が生成され、これは、ＡＤＣ２９０におけるデジタル化を開始する。ＡＤＣのデジタル出力は、外部データラッチ２９５に保持され、およびＦ−入力マルチプレクサを通してコンピュータインターフェースに連続して読み込まれる。

図３は、本発明の実施形態による、ＭＺＤＡを備える例示的なシンチレーションカメラの単純なブロック図を示す。Ｐ個のＰＭＴアレイ３１０は、Ｆ個のほぼ等しいグループに分割され、Ｆ個の検出ゾーン回路３３０を共有する。それゆえ、Ｆ個までの独立した事象を検出でき、高速マルチプレクサ３４０によってコンピュータメモリに読み込まれるまでエネルギーのデジタル値および位置信号がデータラッチ２９５に保持される（図２）。マルチプレクサは、全不感時間間が、コンピュータインターフェースがマルチゾーン検出器と調和していることを保証すると、Ｆ個のデータラッチを読み取る。上部はＰ個のＰＭＴアレイ３１０であり、それぞれ、ＭＰＳ回路３２０を備えている。アレイのＰＭＴは、５〜７個の中心ＰＭＴのＦ個のグループに配置されて、検出ゾーン回路を共有している。検出ゾーン回路３３０にｖ_１＞ｆ_ｍｉｎＶ_Ｌが適用される中心ＰＭＴのＰＡ出力は、被検出事象のエネルギーおよび位置信号を生成する。次いで、これらの信号は、ＰＰＣ２７０に適用されて、パイルアップ相互作用における第１の事象を回復し、そうでなければＰＨＡ２８０によって拒絶されるので、ＰＰＣは、検出器の不感時間の削減を助ける。次いで、エネルギー信号が、エネルギー弁別のためにＰＨＡ２８０に適用され、その後、検出ゾーンからのアナログ信号は、それらの個々のＡＤＣ２９０に適用されてデジタル化される。ＡＤＣからのデジタルデータが、Ｆ−入力マルチプレクサ３４０を通してコンピュータインターフェースに供給される。次いで、空間線形およびエネルギー補正３５０の処理がデータに適用されてから、画像表示およびデータ分析用のコンピュータメモリに伝達される。画像における空間線形補正は、アナログ位置決め回路における非線形、検出ゾーン内のＰＭＴのＰＡのゲインのバラツキから、および検出器結晶およびコリメータにおける不完全性から生じる歪みを除去するために必要である。線形補正は、画像の各画素の位置座標に補正項を割り当てることを含む。同様に、画像のエネルギー補正が、検出ゾーンにおけるＰＡのゲインのバラツキから生じるエネルギー信号におけるエラーを最小にするために必要である。補正が、各事象に対するＥ_１の増減のいずれかを含むため、ＰＨＡ２８０の仮ウィンドウ内のほとんどのエネルギー信号が保持される一方、ウィンドウの両端部における一部のエネルギー信号は、ルックアップテーブルに従って廃棄される。事象エネルギーのエラーは、ＰＭＴのＰＡのゲインを可能な限りほぼ等しいままとすることを保証する通常の品質管理手順を維持することによって、最小限にされる。

図４Ａは、本発明の実施形態による、６個の平坦な矩形ＮａＩ（Ｔｌ）検出器を用いるＰＥＴスキャナの利用可能な最大視野（ＦＯＶ）を示す。最大ＦＯＶ４１０は、６個の検出器Ａ〜Ｆで観察される六角形の領域である。図４Ｂは、本発明の実施形態によるＰＥＴスキャナの最小の円形視野（ＦＯＶ）を示す。直径Ｄ＝Ｌ／２（陰影付き）の最小の円形ＦＯＶ４２０の場合、ＰＭＴの開口角は、角における２８．９°から、検出器Ａ〜Ｆの中心における３３．６°まで変動する。図４Ｃは、本発明の実施形態による、６個の湾曲した検出器を備えるＰＥＴスキャナの最小の円形視野（ＦＯＶ）を示す。直径Ｄ＝Ｌ／２（陰影付き）の最小の円形ＦＯＶ４３０の場合、ＰＭＴの開口角は、６個の検出器における全ＰＭＴに対し、一様に３０°と等しい。直径Ｄ＝Ｌ／２のＦＯＶの場合、１個の検出器における各ＰＭＴは、対向する検出器にあるＰ個のＰＭＴとその開口角内のＦＯＶが一致し得る。同時検出を最小ＦＯＶ内に制限することは、散乱および偶発的同時による画像ノイズを最小にする。

図５は、本発明の実施形態による、ＰＥＴ／ＳＰＥＣＴスキャナ用の例示的な同時検証論理回路を示す。１個の検出器における各検出ゾーンは、その開口角内のＦＯＶ内のＦ個の他の検出ゾーンとの同時性を有し得る。論理レベル信号Ｚおよびアナログ信号Ｅ、ｘおよびｙは、図２Ｂに示すように、それぞれＰＨＡ２８０およびエネルギーおよび位置回路２６０から得られる。下付き文字１ｉおよび２ｊ（１≦ｉ≦Ｆ、１≦ｊ≦Ｆ）でラベルされた信号は、それぞれ検出器１における検出ゾーンｉに、および検出器２における検出ゾーンｊに対応する。どちらかの検出器における有効な相互作用からのＺ−信号が、持続期間τ_ｃの狭パルス５１０の生成をトリガする。ここで２τ_ｃは、スキャナの解像度、または同時時間ウィンドウである。例えば、検出ゾーン１ｉからの事象Ｕによるτ_ｃパルスは、論理回路ブロック（ＬＣ_２ｊ）５２５において全検出ゾーン２ｊのτ_ｃパルス５１０と比較され、および１つのみの事象、例えばＶとの有効同時が検出ゾーン２ｊにおいて検出される場合、論理高パルスが、ＬＣ_２ｊブロック５２５における対応する出力端子に存在する。この論理高パルスが持続期間Ｔ_ｐのパルス５３０をトリガし、次いでこのパルスを使用して、検出ゾーン２ｊにおけるエネルギーおよび位置信号を共通出力バス５５０に接続する。ＬＣ_２ｊ５２５からの狭論理高パルスはまた、ＯＲ_２ｊ５４５の出力側に出現する。検出ゾーン２ｊのＶがまた、事象Ｕのほか、検出器１における事象Ｗと、または検出器２のＦＯＶ内の他の検出器の事象と同時性を有することが可能であるため、ブロックＬＣ_１ｉ５２０を使用して、有効同時が、検出ゾーン１ｉの事象Ｕのみに確実に制限されるようにする。ゲートＡＮＤ_ｉｊ５６０は、検出器２および１におけるＶとＵとの間の２方向同時の場合にのみ論理高出力を有するので、他の事象との３方向同時を除外する。この場合には、および好適な高速シンチレータが用いられる場合には、同時検証回路も使用して、持続期間τ_ｃ＋ΔＴＦ_ｉｊの出力パルスΔＴＦ_ｉｊを生成でき、ここで、ΔＴＦ_ｉｊは、ガンマ線１ｉの飛行時間と２ｊの飛行時間との間の差である。ＴＦＰ_ｉｊは、ΔＴＦ_ｉｊ＝０の場合に持続期間τ_ｃ、およびΔＴＦ_ｉｊ＝τ_ｃの場合に持続期間２τ_ｃを有する。ＡＮＤ_ｉｊ５６０からの狭論理高パルスを使用して、幅Ｔ_ｐのパルス５７０を生成する。パルスΔＴＦ_ｉｊ５８０は、有効同時がないときには論理レベル０にある。同時があり、およびΔＴＦ_ｉｊが論理１にある場合、ΔＴＳ_ｉｊ５９０の論理レベルは、ガンマ線１ｉがガンマ線２ｊに先行するか（ΔＴＳ_ｉｊ＝１）、または遅れるか（ΔＴＳ_ｉｊ＝０）どうかを示す。検出ゾーン２ｊにおける事象Ｖのエネルギーおよび位置信号は、それぞれ出力Ｅ_２ｊ、ｘ_２ｊおよびｙ_２ｊとして提示される一方、幅Ｔ_ｐのパルスは、Ｍ＝１に対して図示するように、出力においてＺ_２ｊに置き換わる。動作がＳＰＥＣＴモードにある、またはＭ＝０である場合、検出ゾーン２ｊの信号Ｚ_２ｊ、Ｅ_２ｊ、ｘ_２ｊおよびｙ_２ｊは、修正せずに出力に伝えられる。図５は、２つのブロック１ｉおよび２ｊのみを示すが、上述の通り、ｉおよびｊが変数であること（１≦ｉ≦Ｆ、１≦ｊ≦Ｆ）、および、実際に、いずれかの側のＦ個のブロックが示されていることを留意されたい。動作がＰＥＴモードにある場合、図面の下側の４個のスイッチによって、検出器２における事象が、検出器１における関連の同時事象と同じ順番で配置されることが保証され、２個の検出器における同時信号を、対向する検出器にある対応するＡＤＣセットに適用できるようにする。データラッチのデジタル化された値は、以下の図６に示すように同時に２個のＦ−入力マルチプレクサを通して、その後、連続して２−入力マルチプレクサによって読み取ることができる。同時事象のｘ−およびｙ−座標は、一語としてコンピュータメモリにも読み込まれて、データのバックプロジェクションおよびその後の画像再構成を容易にし得る。

図６は、本発明の実施形態による、例示的な六角形のＰＥＴ／ＳＰＥＣＴスキャナの単純な機能ブロック図を示す。スキャナ動作は、Ｍ＝０が選択される場合にはＳＰＥＣＴモードにあり、およびＭ＝１を選択することによって図５の同時検証回路（ＣＶＣ）が起動される場合にはＰＥＴモードにある。同時検証回路ＣＶＣ#１〜ＣＶＣ＃Ｆ６２５は、Ｆが上記で定義したような場合、図２ＢにおけるＰＨＡ２８０まででありかつＰＨＡ２８０を含む検出ゾーン回路を含む。ＰＥＴモードでは、検出器Ｄは、図４Ｂの検出器の半部Ｂ２、Ａ１、Ａ２およびＦ１と同時となり得る。検出器の半部Ｄ１およびＤ２の境界線に沿った検出ゾーンは、検出器の半部Ａ１およびＡ２とのみ有効同時となり得る。検出器Ｄ１の左端にある検出ゾーンは、検出器の半部Ａ２およびＦ１と有効同時となり得る一方、Ｄ２の右端にある検出ゾーンは、検出器の半部Ｂ２およびＡ１と有効同時となり得る。概して、スキャナのどこにある検出ゾーンも、最大２個の検出器の半部に相当するもの、つまりＦ個の検出ゾーンと有効同時となり得る。同時検証回路（ＣＶＣ）６３０は、これらの検出ゾーンとの２方向同時のみが受け入れられること、およびＦＯＶ外からの同時が廃棄されて、散乱および偶発的同時を最小にすることを保証するために、提供される。好適な高速シンチレータがＮａＩ（Ｔｌ）に置き換わることを条件に、ＰＥＴスキャナにＴＯＦ能力を追加できる。

図７Ａは、本発明の実施形態による、光ファイバー結合を使用することにより多数の縮小有効サイズＰＭＴを用いる、例示的な幾何学的サンプリングを示す。検出ゾーンにおける通常のＰＭＴＰ_１〜Ｐ_４の各々を、光ファイバー結合を使用することによって、４個のＰＭＴｔ_１〜ｔ_４、または縮小有効サイズの４チャネルのＰＭＴによって置き換える。図７Ｂは、本発明の実施形態による、図７ＡにおけるＰＭＴＰ_１およびそのＰＡの例示的な等価回路を示す。図７Ｃは、本発明の実施形態による、４チャネルのＰＭＴの例示的な等価回路、および関連のＰＡおよびＳＡを示す。さらに、１個のＰＭＴに与えられたシンチレーション光を、２個以上のＰＭＴ間で等しく分割することによって、Ｐ_１およびＰＡによる非線形の歪みを低減させる。なぜなら、ここでは、４チャネルのＰＭＴおよびＰＡが、それらのより線形な範囲で動作しているためである。図７Ａでは、光ファイバーを、矩形の端子を有するとして示しているが、端子は、理想的にはシンチレータ側では六角形であり、およびＰＭＴ側ではＰＭＴと同じ形状である。

図８は、本発明の実施形態による、同様に図７Ａのように配置されている４個の放射線カウンタ、例えばｔ_１〜ｔ_４の例示的な回路を示す。カウンタの出力ｖ_１〜ｖ_４は、増幅器８１０、ＰＨＡ８２０、およびＡＤＣ８３０を共有する。有効な粒子または光子が検出される度に、論理高Ｚパルスが生成される。図示のスイッチの位置は、有効信号ｖ_１が存在するときのものである。一度に２個以上の有効信号となる同時検出が回避される。任意選択で、回路は、２個以上の同時事象が拒絶される度に、図示の通り論理高パルスＲを生成するように提供することを含み得る。これらのパルスのカウントを使用して、総数が記録されるエラーの範囲に関する統計情報を提供できる。

本発明の少なくとも一実施形態を十分に説明したが、本発明による、平面および断層（ＰＥＴ／ＳＰＥＣＴ）イメージングのための、高解像度／高感度および画像信号ノイズ比（ＳＮＲ）改善のための他の等価のまたは代替的な方法および装置が当業者には明白である。本発明を上記で一例として説明し、開示の特定の実施形態は、開示の特定の形態に本発明を限定するものではない。例えば、シンチレーション検出器および光検出器の特定の実装例は、特定のタイプの核イメージングスキャナに依存して変化し得る。上述の回路は例示であり、本明細書で提供した教示による他の設計を、本発明の範囲内にあるとして考慮する。さらに、上述の教示は核イメージングに関するものである；しかしながら、同様の技術を、例えば天体物理学などにおける様々な他のタイプのスキャナ、核物理学における高エネルギー放射線検出器などに適用でき、かつ本発明の範囲内にあると考慮する。それゆえ、本発明は、以下の特許請求の範囲および趣旨内にある全ての修正物、等価物、および代替物を網羅する。

本明細書の特許請求の範囲の要素およびステップには、単に読みやすさおよび理解を助けるために、符号を付すおよび／または文字を付ける。そのため、符号および文字自体は、特許請求の範囲における要素および／またはステップの順序を示すものでもないし、そうみなすべきではない。

Claims

方法において：
入射放射線を含む事象に応答して、光学光子のバーストを生じる最適な検出器を選択するステップと；
前記検出器の複数のゾーンを観察しかつ前記光学光子のバーストを信号出力に同時に変換するために、ハニカムアレイに光検出器を配置するステップと；
前記入射放射線の散乱光子による信号出力を識別して拒絶するステップと；
空間解像度に対する検出器の過度の感度と引き換えに、かつてない解像度を有する核画像を生じるステップと；
１つの不感時間期間中に複数の検出ゾーンにおいてエネルギーおよび位置信号を同時に生成し、それゆえ、検出器の有効不感時間を削減し、かつ前記検出器の感度を高めるステップと；
前記エネルギーおよび位置信号を、画像表示およびデータ分析用のコンピュータメモリに伝達するステップと
を含むことを特徴とする方法。
請求項１に記載の方法において、エネルギーを検出する前記ステップの前記検出器の有効不感時間をさらに削減するステップを含むことを特徴とする、方法。
請求項１に記載の方法において、前記エネルギーおよび位置信号をデジタルに変換するステップをさらに含むことを特徴とする、方法。
請求項１に記載の方法において、装置の非線形から生じる歪みを軽減するステップをさらに含むことを特徴とする、方法。
請求項１に記載の方法において、前記光検出器および関連の前置増幅器におけるゲインのバラツキから生じるエラーを軽減するステップをさらに含むことを特徴とする、方法。
請求項１に記載の方法において、前記光学光子のバーストを前記光検出器に結合させて、前記光検出器の有効サイズを小さくするステップをさらに含むことを特徴とする、方法。
方法において：
入射放射線を含む事象に応答して光学光子のバーストを生じるエネルギーを検出するステップと；
前記光学光子のバーストのゾーンを観察し、かつ前記光学光子のバーストを信号出力に変換するために、７個の光検出器のＦ個の共有グループをハニカムアレイに配置するステップにおいて、前記中心グループの各々が検出ゾーンに関連付けられているステップと；
前記中心グループの各々に対し、前記入射放射線の散乱光子による信号出力を拒絶するステップと；
１つの不感時間期間中のＦ個の前記事象の検出において、前記Ｆ個の共有グループの各々に対し、エネルギーおよび位置信号を生成するステップと；
前記Ｆ個の前記事象の前記エネルギーおよび位置信号を、画像表示およびデータ分析用のコンピュータメモリに伝達するステップと
を含むことを特徴とする、方法。
請求項７に記載の方法において、パイルアップ防止回路を使用して検出器の有効不感時間を削減するステップをさらに含むことを特徴とする、方法。
請求項７に記載の方法において、アナログエネルギーおよび位置信号をデジタルに変換するステップをさらに含むことを特徴とする、方法。
請求項７に記載の方法において、空間線形補正回路を使用して装置の非線形から生じる歪みを軽減するステップをさらに含むことを特徴とする、方法。
請求項７に記載の方法において、エネルギー補正回路を使用して、前記光検出器および関連の前置増幅器のゲインのバラツキから生じるエラーを軽減するステップをさらに含むことを特徴とする、方法。
請求項７に記載の方法において、光ファイバーを使用して前記光子のバーストを前記光検出器に結合させ、前記光検出器の有効サイズを小さくするステップをさらに含むことを特徴とする、方法。
システムにおいて：
入射放射線を含む事象に応答して光学光子のバーストを生じる少なくとも１つの連続エネルギー検出器；
前記少なくとも１つのエネルギー検出器のゾーンを観察しかつ前記光学光子のバーストを信号出力に変換するための、ハニカムアレイに配置された７個の光検出器のＦ個の共有グループを含むマルチゾーン検出器アーキテクチャにおいて、前記中心グループの各々が前記少なくとも１つのエネルギー検出器のゾーンに関連付けられている、マルチゾーン検出器アーキテクチャ；
前記入射放射線の散乱光子による信号出力を拒絶するための、前記中心グループの各々に関連付けられた、誤位置パイルアップ抑制回路；
１つの不感時間期間中におけるＦ個までの前記事象の検出においてエネルギーおよび位置信号を生成するための、前記Ｆ個の共有グループの各々に関連付けられた検出ゾーン回路；および
前記Ｆ個の前記事象の前記エネルギーおよび位置信号を、画像表示およびデータ分析用のコンピュータメモリに伝達するための、Ｆ個の入力を備えるマルチプレクサ
を含むことを特徴とするシステム。
請求項１３に記載のシステムにおいて、前記少なくとも１つのエネルギー検出器の有効不感時間を削減するためのパイルアップ防止回路をさらに含むことを特徴とするシステム。
請求項１３に記載のシステムにおいて、前記エネルギーおよび位置信号用のアナログ・デジタル変換器をさらに含むことを特徴とするシステム。
請求項１３に記載のシステムにおいて、装置の非線形から生じる歪みを軽減するための空間線形補正回路をさらに含むことを特徴とするシステム。
請求項１３に記載のシステムにおいて、前記光検出器および前置増幅器のゲインのバラツキから生じるエラーを軽減するためのエネルギー補正回路をさらに含むことを特徴とするシステム。
請求項１３に記載のシステムにおいて、前記光検出器の有効サイズを小さくするために、前記少なくとも１つのエネルギー検出器と前記光検出器との間の光ファイバー結合をさらに含むことを特徴とするシステム。
請求項１８に記載のシステムにおいて、前記少なくとも１つのエネルギー検出器における前記光ファイバー結合が、パッキングフラクションを最大にするために六角形状を有することを特徴とするシステム。
請求項１３に記載のシステムにおいて、前記Ｆ個の共有グループの各々における前記Ｆ個の中心グループが、前記関連付けられた検出ゾーン回路を共有することを特徴とするシステム。