JP2019512686A - 複合ｘ線及び核放射線撮像 - Google Patents

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Abstract

本発明は、Ｘ線及びガンマ線量子の検出のための複合撮像検出器１１０に関するものである。複合撮像検出器１１０は、ガンマ線及びＸ線量子の同時検出に適合化されている。複合撮像検出器１１０は、放射線受入方向に１１６に沿って積層構造で配設された散乱Ｘ線除去グリッド１１１、Ｘ線シンチレータ素子層１１２、第１光検出器アレイ１１３、ガンマ線シンチレータ素子層１１４及び第２光検出器アレイ１１５を含む。散乱Ｘ線除去グリッド１１１は複数の開口１１８を画定する複数の隔壁１１７Ａ，Ｂ，Ｃを有し、これら開口は、入力されたガンマ線量子が散乱Ｘ線除去グリッド１１１によってのみコリメートされるように、放射線受入方向１１６から入力されたＸ線量子及びガンマ線量子の両方をコリメートするように構成される。入力されたガンマ線量子に対するコリメータとしての上記散乱Ｘ線除去グリッドの使用の結果、極めて軽い複合撮像検出器が得られる。

Description

本発明はＸ線及びガンマ線量子の検出に関する。本発明は、医療分野に、更に特定的には医療撮影及び医療介入治療の分野に用途を有し、例えば関心領域のＸ線画像及び対応する核放射線画像を提供するために使用することができる。
種々の医療撮影手順において、Ｘ線画像及び核画像（nuclear image）の両方を提供することが有益である。Ｘ線画像は、典型的に、関心領域の解剖学的構造を示す構造情報を提供する。核画像（ここでは、被検体内の放射性トレーサ分布を示す画像を意味すると定義される）は、検出されたガンマ線量子に基づいて発生される。核画像は、例えば、ガンマ線・シンチグラフィ又はＳＰＥＣＴ画像であり得、典型的に、関心領域に関する機能的又は生理学的情報を提供する。これら２つの異なる画像タイプは、一緒になって、医療検診の間において潜んでいる病理の識別を改善するために使用することができる。
種々の医療手順は、Ｘ線及び核放射線撮像の組み合わせからも利益を受ける。選択的内部放射線療法又はＳＩＲＴは、癌を治療するために放射線が使用される１つの斯様な医療手順である。ＳＩＲＴは、切除不能な癌、即ち外科的に治療することができない癌のためにしばしば用いられるもので、腫瘍を補給する動脈に放射性物質の微粒子を注入することを伴う。肝臓腫瘍及び腫瘍転移は、しばしば、このやり方により治療される。しかしながら、このような治療を施す際に、可能性のある副作用を防止するために多数のワークフローステップが必要となる。これらのステップは、イットリウム９０含有微粒子の注入前の異形肺及び胃腸シャント（側路）の閉鎖を含み得る。このことは、さもなければ投与された微粒子の肝臓外の局在化により引き起こされ得る放射線潰瘍を防止する。この目的のために、低侵襲手順の間においてＸ線誘導の下でカテーテルベースの血管コイル塞栓が実行される。その後、肺及び胃腸領域に向かう残りのシャントレベルは、平面ガンマ線撮像により後続される両主肝動脈へのテクネチウム99mＴｃ凝集アルブミン、即ちＴｃラベルＭＡＡの注入により制御することができる。この手順の間において、患者は典型的にカテーテル処置室とＳＰＥＣＴ撮影室との間を繰り返し移送される。
従って、核放射線画像及びＸ線画像の両方を提供することができる撮像システムに対する要求が存在する。
米国特許出願公開第2013/237818号は、第１検出器層及び第２検出器層を有する放射線検出器を開示している。第１層の検出器はシンチレータ及び光検出器を有している。第２検出器層の検出器はシンチレータ及び光検出器を含む。第１層のシンチレータは、第２層のシンチレータより小さな断面を有している。第１層シンチレータのグループは各第２グループシンチレータと重なり合う。ＣＴモードにおいて、第１層の検出器は透過放射線を検出して相対的に高い解像度でＣＴ画像を発生する一方、第２層の検出器はＰＥＴ又はＳＰＥＣＴ放射を検出して低解像度放射画像に再構成するための核放射線データを発生する。
米国特許第6448559号は、多方式ＰＥＴ／ＳＰＥＣＴ／ＣＴスキャナのための検出器アセンブリを開示している。該検出器アセンブリは低エネルギガンマ線放射及びＸ線を検出するための第１層並びに高エネルギガンマ線放射を検出するための第２層を有している。第１層は高エネルギガンマ線放射に対して概ね透明である。該検出器アセンブリはシンチレータからの光信号を電気信号に変換するためのアバランシェフォトダイオードの形の光検出器を含む。該検出器アセンブリは、同一の検出幾何学構造による同時的透過及び発光撮像のために多方式ＰＥＴ／ＳＰＥＣＴ／ＣＴスキャナに組み込むことができる。１つの例示的構成においては、ＳＰＥＣＴ光子のための優先入射方向を定めるために該検出器アセンブリの前にコリメータが配置される。
しかしながら、医療撮像の分野及び医療処置の分野においては、核画像及びＸ線画像の両方を提供することができる改善された撮像システムに対する要求が残存している。
本発明の１つの目的は、関心領域の核画像及びＸ線画像の両方を提供するシステムを提供することである。
上記目的のため、複合撮像検出器が提供される。
該複合撮像検出器は、ガンマ線及びＸ線量子の同時検出のために適合化される。該複合撮像検出器は、散乱Ｘ線除去グリッド（x-ray anti-scatter grid：Ｘ線散乱防止グリッド）と、検出されたＸ線量子に応答してＸ線シンチレーション光信号を発生するＸ線シンチレータ素子の層と、前記Ｘ線シンチレーション光信号を受けると共に該Ｘ線シンチレーション光信号を第１グループの電気信号に変換するよう構成された第１光検出器アレイとを含む。該複合撮像検出器は、更に、検出されたガンマ線量子に応答してガンマ線シンチレーション光信号を発生するガンマ線シンチレータ素子の層と、前記ガンマ線シンチレーション光信号を受けると共に該ガンマ線シンチレーション光信号を第２グループの電気信号に変換するよう構成された第２光検出器アレイとを含む。更に、前記散乱Ｘ線除去グリッド、前記Ｘ線シンチレータ素子の層、前記第１光検出器アレイ、前記ガンマ線シンチレータ素子の層及び前記第２光検出器アレイは、放射を受ける方向（放射線受入方向）に沿って積層構造で配置される。前記散乱Ｘ線除去グリッドは、受入されたガンマ線量子が該散乱Ｘ線除去グリッドによってのみコリメートされるように、前記放射線受入方向から受入されるＸ線量子及びガンマ線量子の両方をコリメートするよう構成された複数の開口を画定する複数の隔壁を有する。
従来、ガンマカメラ（即ち、ＳＰＥＣＴ画像又はシンチグラフィ画像を形成するために使用されるカメラ）は、コリメータを必要としている。ガンマカメラコリメータは、当該カメラにより最終的に検出されるガンマ線光子の角度範囲を制限するために使用される装置である。そうすることで、該コリメータは当該画像における各点がソースにおける固有の点に対応することを保証する。典型的に、該コリメータは、ガンマカメラの前面に取り付けられ、ガンマ線吸収材料内の数千の精密に整列された孔から形成される。このように、これら孔（即ち、開口）は、壁（即ち、ガンマ線吸収材料から形成されると共に当該コリメータの背後に配置される各ガンマ線検出器の視角を制限するように働く隔壁）により画定される。上記ガンマ線吸収材料は典型的に鉛であり、コリメータは、通常、鋳造により又は鉛箔を折り畳むことにより形成される。鉛隔壁は放射線受入方向に沿って或る奥行きを有し、この奥行きは、通常、当該ガンマカメラが検出するために設計されたガンマ線量子のエネルギにより決定される。７０〜２００ｋｅＶの範囲内のガンマ線光子を検出するガンマカメラの場合、典型的に、２０〜４２ｍｍの奥行きを持つ隔壁が使用され、これがＳＰＥＣＴコリメータの重量が３０〜５０ｋｇとなる理由である。
発明者は、ガンマ線検出器が放射線受入方向に対してＸ線検出器の背後に積み重ねられる本明細書に記載される複合撮像検出器においては、散乱Ｘ線除去グリッドによりガンマ線光子の十分なコリメーションがもたらされることを見出した。散乱Ｘ線除去グリッドは、その名が示するように、Ｘ線検出器により検出される散乱されたＸ線量子の数を制限するような開口を画定する隔壁の格子状配置を含む。この目的のためには１Ｄ及び２Ｄ散乱防止グリッドの両方を用いることができ、前者は壁又は隔壁の１Ｄアレイを有する一方、後者は斯様な隔壁の２Ｄアレイを有する。コリメータによるのと同様に、散乱Ｘ線除去グリッドは当該隔壁に対し実質的に平行な経路を持つＸ線量子に対して検出器の視野を制限する。隔壁のピッチを減少させることにより、１Ｄ散乱防止グリッドはＸ線検出器視野を面に制限するために使用することができる一方、２Ｄ散乱防止グリッドは視野を線に制限するために使用することができる。１Ｄ散乱防止グリッドは、従来、Ｘ線撮像において十分な散乱防止性能を提供するものと考えられている。ガンマカメラコリメータにおけるのと同様に、散乱Ｘ線除去グリッドも典型的に鉛から形成されるが、対照的に、該グリッドの隔壁は放射線受入方向において１〜５ｍｍ程度の奥行き（７０ｋｅＶのＸ線に関連して用いられる奥行き）を有する。このように、当該複合撮像検出器において、受入されるガンマ線量子は該散乱Ｘ線除去グリッドによってのみコリメートされる。ガンマカメラコリメータは省略されるので、当該複合撮像検出器は、例えば、Ｘ線検出器とＳＰＥＣＴ検出器との組み合わせ重量よりも大幅に軽い。従って、該複合撮像検出器の取り付け及び位置決めは大きく簡単化される。このように、一例示的構成例において、当該複合撮像検出器は通常のＣアームに取り付けるのに十分なほど軽量となる。
一態様によれば、当該複合撮像検出器は再構成ユニットを含む。該再構成ユニットは、再構成された核画像（再構成核画像）を前記第２グループの電気信号に基づいて発生するよう構成される。一構成例において、該再構成ユニットは、前記散乱Ｘ線除去グリッドの各開口に関するガンマ線シンチレーション光信号の分布を表す点拡がり関数（ＰＳＦ）モデルに基づいて発生するよう構成される。有利には、核画像再構成処理の間において上記ＰＳＦを考慮することにより、結果としての画像品質、特に空間解像度を改善することができる。他の構成例において、前記再構成ユニットは、測定された核シンチグラフィ画像から再構成核シンチグラフィ画像を発生するよう構成される。該再構成ユニットは、更に、前記再構成核シンチグラフィ画像を前記測定された核シンチグラフィ画像におけるピクセル値から背景ピクセル値（即ち、基準ピクセル値）を減算することにより発生するよう構成される。有利にも、このようにして背景ピクセル値を考慮することにより、画像品質を改善することができる。
本発明の他の態様は、従属請求項により記載される。
図１は、ガンマ線及びＸ線量子の同時検出のために適合化された複合撮像検出器１１０の第１実施態様を示す。 図２は、２つの交差された１Ｄ散乱防止グリッド２１７ｘ及び２１７ｙから形成される２Ｄ散乱Ｘ線除去グリッド２１１の一部を示す。 図３は、再構成された核画像を発生するように構成された再構成ユニット３２１と組み合わされた複合撮像検出器３１０を示す。 図４は、３つの異なるソース／ＡＳＧ距離ｚに対する、１Ｄ散乱Ｘ線除去グリッドの任意単位での３つのシミュレーションされた点拡がり関数を示す。 図５Ａは、ソース／ＡＳＧ距離ｚ＝１００ｍｍに対する、２つの交差された１Ｄ散乱防止グリッドから形成された２Ｄ散乱Ｘ線除去グリッドのための任意のユニットにおけるシミュレーションされた点拡がり関数を示す。 図５Ｂは、ソース／ＡＳＧ距離ｚ＝１５０ｍｍに対する、２つの交差された１Ｄ散乱防止グリッドから形成された２Ｄ散乱Ｘ線除去グリッドのための任意のユニットにおけるシミュレーションされた点拡がり関数を示す。 図６は、ＳＰＥＣＴ画像を発生するための反復的再構成処理の間において当該複合撮像検出器との組み合わせで用いることができる種々の方法ステップを示す。
前述したように、本発明は関心領域の核画像及びＸ線画像の両方を提供するシステムを提供する。このために、複合撮像検出器が設けられる。
図１は、ガンマ線及びＸ線量子の同時検出のために適合化された複合撮像検出器１１０の第１実施態様を示す。該複合撮像検出器は、散乱Ｘ線除去グリッド（x-ray anti-scatter grid）１１１、検出されたＸ線量子に応答してＸ線シンチレーション光信号を発生するＸ線シンチレータ素子の層１１２、及び上記Ｘ線シンチレーション光信号を受けると共に該Ｘ線シンチレーション光信号を第１グループの電気信号に変換するよう構成された第１光検出器アレイ１１３を含んでいる。第１グループの電気信号はＸ線データバス１１９により出力することができる。当該複合撮像検出器は、更に、検出されたガンマ線量子に応答してガンマ線シンチレーション光信号を発生するガンマ線シンチレータ素子の層１１４、及び上記ガンマ線シンチレーション光信号を受けると共に該ガンマ線シンチレーション光信号を第２グループの電気信号に変換するよう構成された第２光検出器アレイ１１５を含んでいる。第２グループの電気信号はガンマ線データバス１２０により出力することができる。更に、散乱Ｘ線除去グリッド１１１、Ｘ線シンチレータ素子の層１１２、第１光検出器アレイ１１３、ガンマ線シンチレータ素子の層１１４及び第２光検出器アレイ１１５は、放射線受入方向１１６に沿って積層構造で配置されている。このように、複合撮像検出器１１０は放射線受入方向からガンマ線及びＸ線放射を受けるように構成されている。放射線受入方向１１６は、要素１１１，１１２，１１３，１１４，１１５の何れかを有する面に対して垂直である、本明細書を通して使用される垂直なる用語は、正確に垂直なものの略±１０度内又は±５度内を意味しようとするものである。散乱Ｘ線除去グリッド１１１は、複数の開口１１８を画定する複数の隔壁１１７Ａ，Ｂ，Ｃを有し、これらは、入力されるガンマ線量子が散乱Ｘ線除去グリッド１１１によってのみコリメートされるように、放射線受入方向１１６から入力されるＸ線量子及びガンマ線量子の両方をコリメートするように構成される。前述したように、当該複合検出器は、Ｘ線量子に対する散乱防止グリッドとしての及びガンマ線量子に対するコリメータとしての散乱Ｘ線除去グリッド１１１の使用により、大幅な重量低減という利益を受ける。更に、該複合検出器はＸ線及びガンマ線量子の同時検出をもたらすと共に、結果としてのＸ線及び核画像は自己整列される。
上述したように、散乱Ｘ線除去グリッドはガンマカメラコリメータとは、主に、散乱Ｘ線除去グリッドの前記隔壁が放射線受入方向１１６に沿ってガンマカメラコリメータの隔壁より大幅に短い奥行きを有するという点で相違する。上述した例において、散乱Ｘ線除去グリッドの場合の放射線受入方向１１６に沿う隔壁の奥行きは、典型的に、ガンマカメラコリメータのものの約１／１０である。この低減だけで、当該複合検出器における対応する重量の低減をもたらす。このように、図１における散乱Ｘ線除去グリッド１１１に関すれば、前記複数の隔壁における各隔壁１１７Ａ，Ｂ，Ｃは、好ましくは、５，４，３又は２ミリメートル以下の放射線受入方向１１６に沿う奥行きｚｄ１を有する。
散乱Ｘ線除去グリッドとガンマカメラコリメータとの間の他の重要な相違点は、各隔壁の放射線受入方向に対して垂直な方向の厚さが散乱Ｘ線除去グリッドの場合は一層小さいということである。典型的に、散乱Ｘ線除去グリッドの各壁厚は約４０ミクロンである。これに反して、ガンマカメラコリメータは、１４０ｋｅＶガンマ線量子の検出に対して、１５０ミクロン〜１７００ミクロンの間の各壁厚を有している。このように、図１の散乱Ｘ線除去グリッド１１１に関する場合、複数の隔壁における各隔壁１１７Ａ，Ｂ，Ｃは、好ましくは、放射線受入方向１１６に対して垂直な方向において、１００ミクロン以下、７５ミクロン以下、５０ミクロン以下又は４０ミクロン以下の厚さを有する。隔壁厚に対する斯かる制約は、散乱Ｘ線除去グリッド１１１を定めるための前記奥行き制約に対する代替事項又は付加事項として用いることができる。
散乱Ｘ線除去グリッドとガンマカメラコリメータとの間の他の重要な相違点は、散乱Ｘ線除去グリッドが、通常、１Ｄの隔壁アレイのみを含むことである。隔壁により形成される斯かる“スリット”は散乱を十分に減少させる。これに反して、ガンマ線撮像のためのコリメータは、典型的に、２Ｄの隔壁アレイから形成される。以下に更に詳細に説明するように、第１方向（ｘ）に沿ってのみ延在する第１群の隔壁を有する１Ｄの散乱Ｘ線除去グリッド又は２Ｄの散乱Ｘ線除去グリッドの何れかを散乱Ｘ線除去グリッド１１１として使用することができる。
散乱Ｘ線除去グリッドとガンマカメラコリメータとの間の更なる目立った相違点は、ｉ）散乱Ｘ線除去グリッドの隔壁ピッチが典型的にガンマカメラコリメータの隔壁ピッチより小さいとこ、及びii）散乱Ｘ線除去グリッドの隔壁により画定される開口が通常はスリットの形であるのに対し、ガンマ線コリメータの隔壁により画定される開口は典型的に円形又は六角形であり、従って放射線受入方向１１６の周りの２を超える次数の回転対称性を有するか又は円対称であることを含む。例示的な散乱Ｘ線除去グリッドは、N44r15グリッド（即ち、１５なる空間比（interspace ratio）で、ｃｍ当たり４４の線対又は２２７ミクロンピッチ）及びN24r12（即ち、１２なる空間比で、ｃｍ当たり２４の線対又は４１７ミクロンピッチ）を含む。このように、散乱Ｘ線除去グリッドのピッチは１ｍｍ以下とすることができ、これに反し、ガンマカメラコリメータのピッチは、通常、１ｍｍより大きい。
受入されたガンマ線量子に対するコリメータとしての散乱Ｘ線除去グリッド１１１の使用は、本質的に、ガンマカメラコリメータと比較して受入されたガンマ線光子の僅かに劣ったコリメーションをもたらし、従って、結果として核画像品質の僅かな悪化となる。本質的に、ガンマカメラのためのコリメータとしての散乱Ｘ線除去グリッドの使用は、結果として、斜めに入射するガンマ線量子による隔壁貫通の増加により核画像における背景信号の僅かな増加につながる。しかしながら、発明者によれば、この核画像品質の僅かな劣化は多くの撮像用途において許容可能であることが分かった。
ガンマカメラコリメータの性能は、従来、点拡がり関数、即ちＰＳＦにより記述される。ＰＳＦは、所定のソース／コリメータ距離における点状ソースから発するガンマ線量子に対する検出器の応答を記述する。ＰＳＦは、典型的に、検出されたガンマ線シンチレーション光の、当該ソースとコリメータの中心とを通過する軸からの距離（即ち、軸外れ距離）の関数としてのグラフ的プロットにより表される。検出されたガンマ線シンチレーション光は、上記軸に対して垂直な面において記録される。このようなプロットにおいて、核画像解像度は部分的にＰＳＦの幅により決定される。
このようなプロットは、ガンマ線光子に対する散乱Ｘ線除去グリッド（即ち、ＡＳＧ）の応答に関して発生させることができる。図４は、３つの異なるソース／ＡＳＧ距離ｚに関する、１Ｄ拡散Ｘ線除去グリッドの任意単位での３つのシミュレーションされた点拡がり関数を示す。当該シミュレーションパラメータは以下の通りであった。即ち、１５なる空間比でｃｍ当たり４４線対の散乱防止グリッド（コード：N44r15）；２.８７ｍｍの放射線受入方向に沿う鉛製ＡＳＧ細条奥行き；３６μｍの放射線受入方向に対し垂直な鉛製ＡＳＧ細条幅（即ち、低線対グリッドの典型的厚さ）；シミュレーションを簡単化するために２２７ミクロンなる典型の値から変更された２１６ミクロンの隔壁ピッチである。図４において“Str.Abs”とラベルが付された更なるプロットは、ソース／ＡＳＧ距離ｚ＝１００ｍｍに対する、無限大の隔壁吸収のためのシミュレーションされた点拡がり関数を表す。
図４に示されたように、３つのＰＳＦ曲線は、ガウス状信号の外側の２０〜３０％程度の背景信号を明らかにしている。全ての曲線上に見られる低周波数リップルは隔壁の単一、２回、３回等の貫通によるものである。１４０ｋｅＶ放射（Tc-99m）のためのＳＰＥＣＴコリメータとして使用される場合の該散乱Ｘ線除去グリッドのシミュレーションされた空間解像度は、８０ｍｍ、１００ｍｍ、１５０ｍｍなる対応するソース／ＡＳＧ距離に対して７.３４ｍｍ、９.０６ｍｍ、１３.３８ｍｍＦＷＨＭである。薄い隔壁の最大通過率は５１％であった。前述したように、１Ｄ散乱Ｘ線除去グリッドのみにより達成される該性能は、多くの核放射線撮像用途にとり十分であると考えられる。このように、図１は散乱Ｘ線除去グリッド１１１を２Ｄの隔壁アレイとして図示しているが、散乱Ｘ線除去グリッド１１１は、代わりに、第１方向ｘに沿ってのみ延在する第１群の隔壁を有するような１Ｄの散乱Ｘ線除去グリッド（２１１）により形成することもできる。
図４に示されたシミュレーションされた点拡がり関数は、１Ｄの散乱Ｘ線除去グリッドに関するものであった。図２に図示された散乱Ｘ線除去グリッド２１１のような２つの交差する１Ｄ散乱防止グリッドから形成される２Ｄ散乱Ｘ線除去グリッドに関する同様のＰＳＦが、図５にプロットされている。図２は、２つの交差された１Ｄ散乱防止グリッド２１７ｘ及び２１７ｙから形成される２Ｄ散乱Ｘ線除去グリッド２１１の一部を図示している。図２において、第１群の隔壁２１７ｘは第１方向ｘに沿って延びる一方、第２群の隔壁２１７ｙは第２方向ｙに沿って延びている。更に、第１群の隔壁２１７ｘ及び第２群の隔壁２１７ｙは、第１方向ｘと第２方向ｙとが互いに垂直となるように、放射線受入方向２１６に沿って積層構造で配置されている。図２における各隔壁は、放射線受入方向２１６に沿う奥行きｚｄ２を有している。図５は、２つの交差する１Ｄ散乱防止グリッドから形成された２Ｄ散乱Ｘ線除去グリッドに関する任意単位でのシミュレーションされた点拡がり関数を、ソース／ＡＳＧ範囲ｚ＝１００ｍｍに関して（図５Ａ）及びソース／ＡＳＧ範囲ｚ＝１５０ｍｍに関して（図５Ｂ）示している。放射線受入方向に垂直な面におけるガンマ線シンチレーション光分布に関する完全なＰＳＦの１つの象限が図５に図示されている。図５のｘ及びｙ軸は、０〜１０ｍｍの範囲内の直交面ｘ及びｙ内の軸外れ距離をミリメートルで表している。このように、図５において“x-DIST./mm”とラベルを付された軸外れ距離ｘは、“DIST./mm”とラベルを付された図４における軸外れ距離に対応する。交差されたＡＳＧの使用を除いて、シミュレーションパラメータは図４におけるものと同一であった。図４と比較して、図５では交差されたＡＳＧの使用により背景信号の大きさが図４における２０〜３０％から図５Ａ及び図５Ｂの各々における５.５％及び６.２％へと低減されていることが分かる。このように、交差されたＡＳＧは改善された空間解像度を提供する。
各々が全平面ＰＳＦの１象限を表す図５Ａ及び図５Ｂは、如何なる追加の処理も無しに、点状源からの投影画像は、共に、グリッド軸に平行な放射線に対する典型的な４星パターンが重ねられた略一定な背景信号となることを示している。該ＰＳＦにおける更なる低周波数リップルパターンは、典型的なＳＰＥＣＴ画像解像度にとり後続の核画像再構成処理の間に大きく平均化される。
このように、図４に図示されたシミュレーションされた１Ｄ散乱Ｘ線除去グリッドによるのと同様に、図５は、受入されたガンマ線量子が２つの交差された１Ｄ散乱防止グリッドから形成される２Ｄ散乱Ｘ線除去グリッドのみによりコリメートされるガンマカメラからも多くの核放射線撮像用途に対する十分な性能を得ることができることを示している。図２における散乱防止グリッド２１１に関する場合、複数の隔壁における各隔壁２１７ｘ、２１７ｙは、好ましくは、５、４、３又は２ミリメートル以下の放射線受入方向２１６に沿う奥行きｚｄ２を有する。代わりに又は加えて、当該複数の隔壁における各隔壁２１７ｘ，ｙは放射線受入方向２１６に対し垂直な方向に、１００ミクロン以下、７５ミクロン以下、５０ミクロン以下又は４０ミクロン以下の厚さを有することができる。更に、図２における２つの交差された１Ｄ散乱Ｘ線除去グリッドの隔壁は、単一層内の隔壁の２Ｄアレイを形成するために単一層内で組み合わせることができる。このような単一層の性能は、隔壁の貫通の点で、図４及び図５における１Ｄ及び２Ｄ散乱Ｘ線除去グリッドの性能よりも大幅に良好であることが期待される。
図１に戻ると、後に再構成される核画像の品質を更に改善するために、当該複合撮像検出器からの第２電気信号（特に、ガンマ線データバス１２０から出力されたもの）の追加の処理を、上述した原理に基づいて使用することもできる。このような処理は、従来、画像再構成ユニットによる画像再構成の間に実行される。
図３は、複合撮像検出器３１０を、再構成された核画像を発生するように構成された再構成ユニット３２１との組み合わせで示す。複合撮像検出器３１０は、図１の要素１１０に対応するもので、同様に、放射線受入方向３１６からガンマ線及びＸ線放射を受けるように構成されている。核画像は、ガンマ線バス３２０により第２光検出器アレイから受信される第２グループの電気信号に基づいて発生される。該画像は、次いで、再構成ユニット３２１とオプションとして通信する表示装置３２２により表示される。
画像再構成処理のためにＰＳＦが考慮される形態は、或る程度、取得される核画像のタイプに依存し得る。当該画像は、例えばシンチグラフィ画像、即ち固定位置におけるガンマ線検出器から取得される画像、又は撮像された被検体の断面を示すＳＰＥＣＴ画像であり得る。シンチグラフィ画像、即ち平面画像取得モードの間に発生される画像の場合、当該ＰＳＦの非零部分（即ち、背景信号）は測定された画像から減算することができる。これに反して、ＳＰＥＣＴ画像の場合、画像再構成処理の間においてＰＳＦ形状を考慮することが好ましい。
この目的のために、一構成例において、再構成ユニット３２１は再構成核画像を、散乱Ｘ線除去グリッド１１１，２１１の各開口１１８，２１８に関するガンマ線シンチレーション光信号分布を表す点拡がり関数モデルに基づいて発生するように構成される。上記ガンマ線シンチレーション光信号分布は、放射線受入方向３１６に垂直な方向又は面に関してモデル化される。核画像再構成処理の間においてＰＳＦを考慮することにより、結果としての画像品質、特に空間解像度を改善することができる。従来、核画像再構成処理においてＰＳＦが使用される場合、使用されるのはＳＰＥＣＴコリメータのＰＳＦであり、散乱Ｘ線除去グリッドのＰＳＦではないことに注意されたい。
オプションとして、当該再構成処理に使用される点拡がり関数モデルは、放射線受入方向３１６に垂直な方向において中心ローブ部分（葉状部分）及び該中心ローブ部分を超えた非零部分を含み得る。中心ローブ部分は、典型的に、当該開口の中心にピーク値を有する。このようなローブ部分及び非零部分（又は背景部分）の例は、図４では距離＝０と約７ｍｍとの間、及び距離＝約７ｍｍと２０ｍｍとの間に示されている。図４は当該ＰＳＦを正のｘ軸に関してしかプロットしていないが、中心ローブ部分は、負のｘ軸におけるガンマ線シンチレーション光信号分布は正のｘ軸に対してプロットされたものの鏡写版であると考えられるのが本来である。同様のＰＳＦは、図４の距離に対して垂直方向にもプロットすることができる。更に、当該再構成処理において、再構成ユニット３２１は、再構成核画像を点拡がり関数から非零部分を減算することにより発生するよう構成することもできる。このようにしてＰＳＦの非零部分、即ち背景部分を考慮することにより、改善された核画像を発生することができる。図４及び図５に示されたように、典型的に、この非零部分はＰＳＦのピーク値の約５％〜３０％であり得る。従来、画像再構成処理にＰＳＦが用いられる場合、図４における直線と同様の中心ローブのみとしてモデル化された。即ち、斯かるＰＤＦモデルには中心ローブを超える非零部分は全く存在しなかった。
更に、ＳＰＥＣＴ取得モードにおいて、ＰＳＦは反復再構成処理の各ループにおいて適用することができる。ループが実行される毎に、結果的画像におけるノイズが低減される。ＰＳＦは、好ましくは、検出器上への放射性トレーサの空間分布の順投影推定に適用される。
図６は、ＳＰＥＣＴ画像を発生するための反復再構成処理の間において当該複合撮像検出器との組み合わせで使用することができる種々の方法ステップを示す。このように、図６を参照すると、再構成される核画像が関心ボリューム内の実際の放射性トレーサ分布に対応するＳＰＥＣＴ画像である場合、再構成ユニットは再構成核画像を以下のステップ：
− 関心ボリューム内の放射性トレーサ分布の推定を供給するステップ（Ｍ１）；
− 推定された放射性トレーサ分布を複合撮像検出器に投影して、投影された推定シンチレーション光分布を供給するステップ（Ｍ２）；
− 第２グループの電気信号に基づいて、実際の放射性トレーサ分布に対応する測定されたシンチレーション光分布を示す信号を受信するステップ（Ｍ３）；
− 測定されたシンチレーション光分布を投影された推定シンチレーション光分布と比較するステップ（Ｍ４）；及び
− 関心ボリューム内の放射性トレーサ分布の推定を上記比較するステップに基づいて更新するステップ（Ｍ５）；
を含む反復再構成アルゴリズムを用いて発生するよう構成することができ、ここで、前記点拡がり関数モデルは、前記推定された放射性トレーサ分布を投影するステップ（Ｍ２）の間において適用される。
図１を参照すると、上記の推定された放射性トレーサ分布は、典型的に、第２光検出器アレイ１１５を含む面に投影される。
このように、Ｘ線ＡＳＧの性能は上記ＰＳＦモデル無しでも幾つかの核放射線撮像用途に対してはガンマ線量子の十分なコリメーションをもたらすが、更に改善された性能（例えば、診断用ＳＰＥＣＴ撮像に適したもの）はＰＳＦモデルを介してＡＳＧの性能を更に考慮することにより得ることができる。
更に、上述した複合撮像検出器を制御するための命令を有するコンピュータプログラム製品も開示される。上記命令は、プロセッサ上で実行された場合、該プロセッサに、関心ボリューム内の実際の放射性トレーサ分布に対応する再生ＳＰＥＣＴ核画像を前記第２グループの電気信号に基づくと共に前記複数の隔壁における各隔壁に関するガンマ線シンチレーション光信号を表す点拡がり関数モデルに基づいた反復再構成アルゴリズムを用いて発生させ、前記命令は、
− 前記関心ボリューム内の前記放射性トレーサ分布の推定を供給するステップ（Ｍ１）；
− 推定された前記放射性トレーサ分布を当該複合撮像検出器に投影して、投影された推定シンチレーション光分布を供給するステップ（Ｍ２）；
− 前記第２グループの電気信号に基づいて、実際の放射性トレーサ分布に対応する測定されたシンチレーション光分布を示す信号を受信するステップ（Ｍ３）；
− 前記測定されたシンチレーション光分布を前記投影された推定シンチレーション光分布と比較するステップ（Ｍ４）；及び
− 前記関心ボリューム内の前記放射性トレーサ分布の推定を上記比較するステップに基づいて更新するステップ（Ｍ５）；
を有し、前記点拡がり関数は、前記推定された放射性トレーサ分布を投影するステップ（Ｍ２）の間において適用される。
上記コンピュータプログラム製品は、専用のハードウェア及び適切なソフトウェアとの関連でソフトウェアを実行することができるハードウェアの使用により提供することができる。プロセッサにより提供される場合、当該機能は単一の専用プロセッサにより、単一の共有プロセッサにより又は複数の個別のプロセッサにより提供され得るものであり、これらの幾つかは共有され得る。更に、“プロセッサ”又は“コントローラ”なる用語の明示的な使用は、ソフトウェアを実行することができるハードウェアを専ら指すとみなされるべきではなく、限定無しで、デジタル信号プロセッサ（“ＤＳＰ”）ハードウェア、ソフトウェアを記憶するための読取専用メモリ“ＲＯＭ”、ランダムアクセスメモリ“ＲＡＭ”、不揮発性記憶部等を暗黙的に含むことができる。更に、本発明の実施態様は、コンピュータ若しくは何らかの命令実行システムにより又は関連して使用するためのプログラムコードを供給するコンピュータ使用可能な又はコンピュータ読取可能な記憶媒体からアクセスすることができるコンピュータプログラム製品の形態をとることができる。本説明の目的のために、コンピュータ使用可能な又はコンピュータ読取可能な記憶媒体は、命令実行システム、装置若しくはデバイスにより又は関連して使用するために当該プログラムを含み、記憶し、通知し、伝搬し又は伝送することができる任意の装置とすることもできる。前記媒体は、電子、磁気、光学、電磁、赤外若しくは半導体システム、装置若しくはデバイス又は伝搬媒体とすることができる。コンピュータ読取可能な媒体の例は、半導体又は固体メモリ、磁気テープ、取り外し可能なコンピュータディスケット、ランダムアクセスメモリ“ＲＡＭ”、読取専用メモリ“ＲＯＭ”、剛性磁気ディスク及び光ディスクを含む。光ディスクの現在の例は、コンパクトディスク-読取専用メモリ“ＣＤ−ＲＯＭ”、コンパクトディスク-読取／書込“ＣＤ−ＲＷ”、ブルーレイＴＭ及びＤＶＤを含む。
代替構成例において、図３における再構成ユニット３２１は、測定された核シンチグラフィ画像から再構成核シンチグラフィ画像を発生するように構成することができる。この構成において、上記測定された核シンチグラフィ画像は、第２グループの電気信号に基づいて発生された複数のピクセル値を有する。この構成において、再構成ユニット３２１は、更に、上記再構成核シンチグラフィ画像を、上記測定された核シンチグラフィ画像におけるピクセル値から背景ピクセル値、即ち基準ピクセル値を減算することにより発生するよう構成される。背景ピクセル値を減算することにより、改善された核シンチグラフィ画像を得ることができる。該減算は、空間又は周波数ドメインの何れかで実行することができる。好ましくは、当該再構成核シンチグラフィ画像は境界を持つ被検体に対応し、上記背景ピクセル値は測定された核シンチグラフィ画像における上記境界を越えた点におけるピクセルの値である。他の例として、減算される上記背景ピクセル値（即ち、基準ピクセル値）は、モデル化された又は予想される値に対応する推定された値、又はガンマカメラの視野のエッジにおける又は該エッジの近傍の（例えば、該視野のエッジから２０、１０又は５ピクセル内の）ピクセルの値とすることができる。ここでも、再構成核シンチグラフィ画像が境界を持つ被検体に対応する場合、減算される背景ピクセル値は、更に、好ましくは前記測定された核シンチグラフィ画像における上記境界を越えた点におけるピクセルの値である。即ち、減算されるピクセル位置は上記境界と上記視野のエッジとの間に位置する。明らかなことに、非負信号制約（non-negativity signal constraint）は保存されるべきである。平均化された（即ち、位置及び奥行き非依存性）ＰＳＦを用いる２Ｄデコンボリューションフィルタ処理等の他の技術を、前述した指向性星型パターンアーチファクトの補償を改善するために適用することもできる。従って、核シンチグラフィ画像のための該画像再構成処理は、ＳＰＥＣＴ画像のためのものより一層容易な処理であり得る。
種々の例示的構成例が以下に列挙される。
ガンマ線及びＸ線量子の同時的検出のための複合撮像検出器１１０であり；該複合撮像検出器は、
散乱Ｘ線除去グリッド１１１、
検出されたＸ線量子に応答してＸ線シンチレーション光信号を発生するＸ線シンチレータ素子の層１１２、
前記Ｘ線シンチレーション光信号を受けると共に該Ｘ線シンチレーション光信号を第１グループの電気信号に変換するよう構成された第１光検出器アレイ１１３、
検出されたガンマ線量子に応答してガンマ線シンチレーション光信号を発生するガンマ線シンチレータ素子の層１１４、及び
前記ガンマ線シンチレーション光信号を受けると共に該ガンマ線シンチレーション光信号を第２グループの電気信号に変換するよう構成された第２光検出器アレイ１１５、
を有し、
前記散乱Ｘ線除去グリッド１１１、前記Ｘ線シンチレータ素子の層１１２、前記第１光検出器アレイ１１３、前記ガンマ線シンチレータ素子の層１１４及び前記第２光検出器アレイ１１５は、放射線受入方向１１６に沿って積層構造で配置され、
前記散乱Ｘ線除去グリッド１１１は、受入されたガンマ線量子が該散乱Ｘ線除去グリッド１１１によってのみコリメートされるように、前記放射線受入方向１１６から受入されるＸ線及びガンマ線量子の両方をコリメートするように構成された複数の開口１１８を画定する複数の隔壁１１７Ａ，Ｂ，Ｃを有する。
実施例１の複合撮像検出器であって、散乱Ｘ線除去グリッド２１１は第１方向ｘに沿って延びる第１群の隔壁２１７ｘと第２方向ｙに沿って延びる第２群の隔壁２１７ｙとを有し、
上記第１群の隔壁２１７ｘ及び第２群の隔壁２１７ｙは、第１方向ｘと第２方向ｙとが互いに垂直になるようして、前記放射線受入方向１１６，２１６に沿って積層構造で配置される。
実施例１及び２の何れかの複合撮像検出器であって、ｉ）前記複数の隔壁における各隔壁１１７Ａ，Ｂ，Ｃ，２１７ｘ，２１７ｙは前記放射線受入方向１１６，２１６に沿う奥行きｚｄ１，ｚｄ２を有すると共に該奥行きｚｄ１，ｚｄ２が５ミリメートル以下であり、及び／又はii）前記複数の隔壁における各隔壁１１７Ａ，Ｂ，Ｃ，２１７ｘ，２１７ｙは前記放射線受入方向１１６，２１６に垂直な方向の厚さｔ２を有すると共に該厚さｔ２が１００ミクロン以下である。
実施例１ないし３の何れか１つの複合撮像検出器であって、前記第２グループの電気信号に基づいて再構成核画像を発生するよう構成された再構成ユニット３２１を更に有し、
該再構成ユニット３２１は上記再構成核画像を前記散乱Ｘ線除去グリッド１１１，２１１の各開口１１８，２１８に関するガンマ線シンチレーション光信号分布を表す点拡がり関数モデルに基づいて発生するよう構成される。
実施例４の複合撮像検出器であって、前記点拡がり関数モデルは前記放射線受入方向に垂直な方向に中心ローブ部分及び該中心ローブ部分を超える非零部分を含み、前記再構成ユニットは、更に、前記再構成核画像を当該点拡がり関数から上記非零部分を減算することにより発生するよう構成される。
実施例４又は実施例５の複合撮像検出器であって、前記再構成核画像は関心ボリューム内の実際の放射性トレーサ分布に対応するＳＰＥＣＴ画像であり、前記再構成ユニットは上記再構成核画像を、
前記関心ボリューム内の前記放射性トレーサ分布の推定を供給するステップ（Ｍ１）、
推定された前記放射性トレーサ分布を当該複合撮像検出器に投影して、投影された推定シンチレーション光分布を供給するステップ（Ｍ２）、
前記第２グループの電気信号に基づいて、実際の放射性トレーサ分布に対応する測定されたシンチレーション光分布を示す信号を受信するステップ（Ｍ３）、
前記測定されたシンチレーション光分布を前記投影された推定シンチレーション光分布と比較するステップ（Ｍ４）、及び
前記関心ボリューム内の前記放射性トレーサ分布の推定を上記比較するステップに基づいて更新するステップ（Ｍ５）、
を含む反復再構成アルゴリズムを用いて発生するように構成され、
前記点拡がり関数モデルは、前記推定された放射性トレーサ分布を投影するステップの間において適用される。
実施例１ないし３の何れか１つの複合撮像検出器であって、複数のピクセル値を有する測定された核シンチグラフィ画像から再構成核シンチグラフィ画像を発生するよう構成された再構成ユニット３２１を更に有し、前記測定された核シンチグラフィ画像は前記第２グループの電気信号に基づいて発生され、
前記再構成ユニットは、更に、前記再構成核シンチグラフィ画像を前記測定された核シンチグラフィ画像におけるピクセル値から基準ピクセル値を減算することにより発生するように構成される。
実施例７の複合撮像検出器であって、前記再構成核シンチグラフィ画像は境界を有する被検体に対応し、前記基準ピクセル値は、前記測定された核シンチグラフィ画像における前記境界を越えた点におけるピクセルの値である。
実施例７又は実施例８の複合撮像検出器であって、当該複合撮像検出器は検出されるガンマ線量子に対する視野を有し、前記基準ピクセル値は、前記測定された核シンチグラフィ画像における前記視野のエッジのピクセルから１０ピクセル内の点におけるピクセルの値である。
実施例７ないし９の何れか１つの複合撮像検出器であって、前記減算は周波数ドメインで実行される。
実施例１ないし１０の何れか１つの複合撮像検出器を有するＣアームである。
実施例１ないし３の何れか１つの複合撮像検出器を制御するための命令を有するコンピュータプログラム製品であって、上記命令は、プロセッサ上で実行された場合、該プロセッサに、
ｉ）関心ボリューム内の実際の放射性トレーサ分布に対応する再生ＳＰＥＣＴ核画像を、前記第２グループの電気信号に基づくと共に前記複数の隔壁における各隔壁に関するガンマ線シンチレーション光信号を表す点拡がり関数モデルに基づいた反復再構成アルゴリズムを用いて発生させ、前記命令が、
前記関心ボリューム内の前記放射性トレーサ分布の推定を供給するステップ（Ｍ１）；
推定された前記放射性トレーサ分布を当該複合撮像検出器に投影して、投影された推定シンチレーション光分布を供給するステップ（Ｍ２）；
前記第２グループの電気信号に基づいて、実際の放射性トレーサ分布に対応する測定されたシンチレーション光分布を示す信号を受信するステップ（Ｍ３）；
前記測定されたシンチレーション光分布を前記投影された推定シンチレーション光分布と比較するステップ（Ｍ４）；及び
前記関心ボリューム内の前記放射性トレーサ分布の推定を上記比較するステップに基づいて更新するステップ（Ｍ５）；
を有し、前記点拡がり関数が、前記推定された放射性トレーサ分布を投影するステップ（Ｍ２）の間において適用されものとするか、又は
ii)複数のピクセル値を有する測定された核シンチグラフィ画像から再構成核シンチグラフィ画像を発生させ、前記測定された核シンチグラフィ画像は前記第２グループの電気信号から発生され、前記命令は、
前記測定された核シンチグラフィ画像におけるピクセル値から基準ピクセル値を減算するステップ、
を有する。
要約すると、複合撮像検出器が記載されている。該複合撮像検出器１１０はガンマ線及びＸ線量子の同時的検出のために適合化されている。該複合撮像検出器１１０は、散乱Ｘ線除去グリッド１１１、Ｘ線シンチレータ素子の層１１２、第１光検出器アレイ１１３、ガンマ線シンチレータ素子の層１１４及び第２光検出器アレイ１１５を含み、これらは放射線受入方向１１６に沿って積層構造で配置される。散乱Ｘ線除去グリッド１１１は複数の開口１１８を画定する複数の隔壁１１７Ａ，Ｂ，Ｃを有し、これらは、受入されたガンマ線量子が散乱Ｘ線除去グリッド１１１によってのみコリメートされるように、放射線受入方向１１６から受入されるＸ線量子及びガンマ線量子の両方をコリメートするように構成される。

Claims (11)

  1. ガンマ線及びＸ線量子の同時的検出のための複合撮像検出器であって、
    散乱Ｘ線除去グリッドと、
    検出されたＸ線量子に応答してＸ線シンチレーション光信号を発生するＸ線シンチレータ素子の層と、
    前記Ｘ線シンチレーション光信号を受けると共に該Ｘ線シンチレーション光信号を第１グループの電気信号に変換する第１光検出器アレイと、
    検出されたガンマ線量子に応答してガンマ線シンチレーション光信号を発生するガンマ線シンチレータ素子の層と、
    前記ガンマ線シンチレーション光信号を受けると共に該ガンマ線シンチレーション光信号を第２グループの電気信号に変換する第２光検出器アレイと、
    を有し、
    前記散乱Ｘ線除去グリッド、前記Ｘ線シンチレータ素子の層、前記第１光検出器アレイ、前記ガンマ線シンチレータ素子の層及び前記第２光検出器アレイは、放射線受入方向に沿って積層構造で配置され、
    前記散乱Ｘ線除去グリッドは、受入されたガンマ線量子が該散乱Ｘ線除去グリッドによってのみコリメートされるように、前記放射線受入方向から受入されるＸ線量子及びガンマ線量子の両方をコリメートする複数の開口を画定する複数の隔壁を有し、
    当該複合撮像検出器は、複数のピクセル値を有する測定された核シンチグラフィ画像から再構成核シンチグラフィ画像を発生する再構成ユニットを更に有し、前記測定された核シンチグラフィ画像は前記第２グループの電気信号に基づいて発生され、
    前記再構成ユニットは、更に、前記再構成核シンチグラフィ画像を前記測定された核シンチグラフィ画像におけるピクセル値から基準ピクセル値を減算することにより発生する、
    複合撮像検出器。
  2. 前記散乱Ｘ線除去グリッドは、第１方向に沿って延びる第１群の隔壁と第２方向に沿って延びる第２群の隔壁とを有し、
    前記第１群の隔壁及び第２群の隔壁は、前記第１方向と第２方向とが互いに垂直になるようして前記放射線受入方向に沿って積層構造で配置される、請求項１に記載の複合撮像検出器。
  3. ｉ）前記複数の隔壁における各隔壁が前記放射線受入方向に沿って５ミリメートル以下の奥行きを有し、及び／又はii）前記複数の隔壁における各隔壁が前記放射線受入方向に対して垂直な方向に１００ミクロン以下の厚さを有する、請求項１又は請求項２に記載の複合撮像検出器。
  4. 前記第２グループの電気信号に基づいて再構成核画像を発生する再構成ユニットを更に有し、
    前記再構成ユニットは、前記再構成核画像を、前記散乱Ｘ線除去グリッドの各開口に関する前記ガンマ線シンチレーション光信号の分布を表す点拡がり関数モデルに基づいて発生する、請求項１ないし３の何れか一項に記載の複合撮像検出器。
  5. 前記点拡がり関数モデルは前記放射線受入方向に対し垂直な方向に中心ローブ部分及び該中心ローブ部分を超える非零部分を含み、前記再構成ユニットは、更に、前記再構成核画像を、前記点拡がり関数から前記非零部分を減算することにより発生する、請求項４に記載の複合撮像検出器。
  6. 前記再構成核画像は関心ボリューム内の実際の放射性トレーサ分布に対応するＳＰＥＣＴ画像であり、前記再構成ユニットは該再構成核画像を、
    前記関心ボリューム内の前記放射性トレーサ分布の推定を供給するステップ、
    推定された前記放射性トレーサ分布を当該複合撮像検出器に投影して、投影された推定シンチレーション光分布を供給するステップ、
    前記第２グループの電気信号に基づいて、実際の放射性トレーサ分布に対応する測定されたシンチレーション光分布を示す信号を受信するステップ、
    前記測定されたシンチレーション光分布を前記投影された推定シンチレーション光分布と比較するステップ、及び
    前記関心ボリューム内の前記放射性トレーサ分布の推定を前記比較するステップに基づいて更新するステップ、
    を含む反復再構成アルゴリズムを用いて発生し、
    前記点拡がり関数モデルが、前記推定された放射性トレーサ分布を投影するステップの間において適用される、請求項４又は請求項５に記載の複合撮像検出器。
  7. 前記再構成核シンチグラフィ画像は境界を有する被検体に対応し、
    前記基準ピクセル値は、前記測定された核シンチグラフィ画像における前記境界を越えた点におけるピクセルの値である、請求項１に記載の複合撮像検出器。
  8. 当該複合撮像検出器は検出されるガンマ線量子に対する視野を有し、前記基準ピクセル値は、前記測定された核シンチグラフィ画像における前記視野のエッジのピクセルから１０ピクセル内の点におけるピクセルの値である、請求項１又は請求項７に記載の複合撮像検出器。
  9. 前記減算が周波数ドメインで実行される、請求項１、７及び８のうちの何れか一項に記載の複合撮像検出器。
  10. 請求項１ないし９の何れか一項に記載の複合撮像検出器を有する、Ｃアーム。
  11. 請求項１ないし３の何れか一項に記載の複合撮像検出器を制御するための命令を有するコンピュータプログラムであって、前記命令は、プロセッサ上で実行された場合に、該プロセッサに、
    複数のピクセル値を有すると共に前記第２グループの電気信号から発生された測定された核シンチグラフィ画像から再構成核シンチグラフィ画像を発生させ、
    前記命令は、
    前記測定された核シンチグラフィ画像におけるピクセル値から基準ピクセル値を減算するステップ、
    を有する、
    コンピュータプログラム。
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