JP4424651B2 - 統合ｃｔ−ｐｅｔシステム - Google Patents

Description

本発明の技術分野は、医療用イメージングであり、より具体的には、複合型ＣＴ−ＰＥＴシステムを用いた医療用イメージングである。

本明細書全体を通して、この説明を簡単にするために、画像化されるべき患者の臨床領域を一般的に「関心領域」と呼び、従来技術及び本発明を仮定の関心領域について説明する。さらに、「並進軸」という語句は、データ収集中にイメージングシステムを通じて患者を移動させる軸線を指すのに用いられることになる。

医療用イメージング業界は、診断目的のために有益な多くの異なる種類のイメージングシステムを開発してきた。より幅広く用いられているシステムの２つは、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）システムと、陽電子放射断層撮影（ＰＥＴ）システムである。

ＣＴシステムにおいては、Ｘ線源が、「ＣＴイメージング平面」と呼ばれるデカルト座標系のＸ−Ｙ平面内に位置するようにコリメートされた扇状のＸ線ビームを照射する。Ｘ線ビームは、患者の胴などのような関心領域を透過し、放射線検出器アレイに入射する。透過された放射線の強度は、関心領域によるＸ線ビームの減弱度に依存し、各々の検出器は、ビームの減弱測定値である別々の電気信号を生成する。全ての検出器からの減弱測定値を個別に収集して、透過プロファイルを作成する。所定の角度における検出器アレイからの一群のＸ線減弱測定値は、「ビュー（ｖｉｅｗ）」と呼ばれ、被検体の「走査」は、Ｘ線源が１回転する間に様々な角度方向において形成される一組のビューを含む。種々のデータ収集及び操作技術を用いることにより、ＣＴデータを用いて、関心領域の２次元画像及び３次元画像を生成することができる。

外部のＸ線源により画像データを生成するＣＴシステムと違って、ＰＥＴシステムは、関心領域内にあるエネルギ源に依存するものである。このために、陽電子は、サイクロトン又は他の装置を用いて用意された放射性核種によって放出される正に帯電された電子である。診断用のイメージングに最もよく用いられる放射性核種は、フッ素−１８、炭素−１１、窒素−１３及び酸素−１５である。放射性核種は、グルコース又は二酸化炭素のような物質の中に組み入れられて、「放射性医薬品」と呼ばれる放射性トレーサとして用いられる。

ＰＥＴイメージングにおいて放射性医薬品を用いるためには、該放射性医薬品を、通常は注射によって患者に投与し、画像化されるべき臓器、血管などの中に蓄積させる。特定の放射性医薬品は特定の臓器及び腫瘍内で凝集すること、或いは血管の場合には、特定の放射性医薬品は血管壁によって吸収されないことが知られている。従って、特定の関心領域を画像化するためには、関心領域内か、関心領域にある臓器内か、又は関心領域を通過する流体内のいずれかで蓄積することが知られている放射性医薬品を選択することができる。凝集過程は、グルコース代謝、脂肪酸代謝及び蛋白質合成のようなプロセスを伴う場合が多い。

放射性医薬品が関心領域内に凝集した後、該放射性核種は崩壊しながら陽電子を放出する。陽電子は電子と衝突する前に極めて短い距離を移動し、陽電子が電子に衝突すると該陽電子は消滅して、２つのフォトン又はガンマ線に変換される。この消滅という事象は２つの特性を特徴とし、これらは医療用イメージングに関し、具体的には、陽電子放射断層撮影（ＰＥＴ）を用いた医療用イメージングに関するものである。第１に、陽電子が消滅すると各ガンマ線は本質的に５１１ｋｅＶのエネルギを有する。第２に、この２つのガンマ線はほぼ反対の方向に配向される。

ＰＥＴイメージングにおいて、全体的な消滅位置を３次元で識別することができる場合には、観察のために関心領域の３次元画像を再構築することができる。消滅位置を検知するためにＰＥＴカメラを用いる。例示的なＰＥＴカメラは、複数の検出器と、とりわけ同時検出回路を含むプロセッサとを含む。約５１１ｋｅＶの陽電子が検出器に衝突する毎に、検出器は電気信号又はパルスを発生し、これをプロセッサの同時回路に供給する。

同時回路は、基本的にはイメージング領域の対向する側にある検出器に対応する同時発生パルス対を識別する。従って、同時発生パルス対は、関連する検出器対の間の直線上で消滅が起こったことを示す。数分間の収集期間にわたって、何百万もの同時発生事象が記録され、各同時発生事象は固有の検出器対と関連付けられる。イメージング領域の周りのあらゆる角度から同時データが集められる収集期間の後、記録された同時データを用いて、幾つかの様々な公知の手順のいずれかによって関心領域内の放射性核種の凝集画像を構築することができる。ＰＥＴシステムの場合には、対象の被検体内の体積からＰＥＴデータを同時に集めるため、３Ｄ画像を生成することができる。

事実上全てのイメージングシステムがそうであるように、ＰＥＴシステムの１つの価値尺度は処理能力である。このために、放射線診断部においては、通常、生成画像数は収益性と関連しており、画像数が多い程より大きな収益性をもたらす。従って、ＰＥＴ収集システムは、一般に、所要のイメージングデータを迅速に集めるように設計されている。この理由のために、１つの広く認められたＰＥＴ構成は、一般にフルリングシステムと呼ばれ、これはその名称が示すように、イメージング領域の周りに環状の検出器面を形成するように配置された複数の検出器セグメントを含み、これにより該システムが消滅フォトンを同時に多くの角度から検知するようにする。以下、この説明のために特に示されていない限り、フルリング検出器システムを前提とする。

通常、様々なイメージング物理療法の各々には、特に有利となる用途を有する。例えば、Ｘ線を用いるＣＴシステムは、骨などの解剖学的画像を生成するのに有用であり、ＰＥＴシステムは、代謝などのような動的事象に対応する機能的画像を生成するのに有用である。

種々の理由により、幾つかの診断用途においては、臨床上の同じ関心領域に対応するＣＴデータとＰＥＴデータの両方を収集することが有利である。例えば、ＣＴデータを、ＰＥＴ画像データにおける誤りを補償するために用いることができる。ここで、ＰＥＴイメージング技術に関する問題の１つは、放出する放射性医薬品と検出器との間にある関心領域の部分において生じるガンマ線の吸収及び散乱により収集されたデータを歪ませ、結果として得られる画像に歪みを生じさせることである。ガンマ線の減弱を補償するための１つの解決法は、関心領域全体にわたって均一な陽電子の減弱を仮定することである。すなわち、この関心領域は放射線減弱に関して完全に均一であると仮定され、骨、軟組織、肺などに対して何の区別も行わない。この仮定によって、関心領域の表面外形に基づいて減弱を見積もることが可能になる。残念ながら、通常の関心領域は均一な放射線減弱を生じないので、均一な減弱の仮定は一般に不正確である。

幾つかの方法によれば、関心領域全体にわたって均一な減弱特性を仮定する代わりに、ＣＴ透過データを関心領域全体について収集し、これを該関心領域全体にわたるあらゆる点における減弱特性を正確に求めるのに使用する。その後、ＰＥＴ放出データをＣＴ減弱マップの関数として補正し、より正確なＰＥＴ画像を生成する。

関心領域についてＣＴデータ及びＰＥＴデータの両方を生成することが有利である別の例として、解剖学的特性及び機能的特性の両方を含む画像を生成することが有利な場合がある。このための１つの解決法では、別々のイメージングシステムを逐次的に用いて、機能的イメージングデータセット及び静的イメージングデータセットの両方を蓄積し、次にこれらのセットすなわち対応する画像を組み合わせて統合した機能／静止画像を生成していた。例えば、ＣＴシステムを用いて解剖学的ＣＴ画像を生成し、続いてＰＥＴシステムを用いて機能的ＰＥＴ画像を生成し、その後、２つの画像を組み合わせて統合画像を生成することができる。

残念ながら、単一の関心領域についてＣＴイメージングデータ及びＰＥＴイメージングデータの両方を収集しなければならない場合には、幾つかの構成上及び処理上の問題を克服しなければならない。第１に、機能的及び解剖学的画像データを収集した後に、該機能的及び解剖学的データを何らかの方法で位置合わせして、統合された画像が相対的な解剖学的並置を正確に反映するようにしなければならない。このために、場合によっては、基準マーカーが使用されてきた。例えば、陽電子放出核種を有する金属ボタンを、ＣＴシステム及びＰＥＴシステムの両方で検知可能な患者の皮膚の表面上に置くことができる。結果として得られた画像内におけるこのマーカーを位置合わせすることにより、画像を位置合わせすることができる。

第２に、２つの別々のイメージング構成を用いる場合には、患者は収集セッション間に１つの構成から次の構成に移動しなければならない。移動により、２つのイメージングセッションの間に患者の位置が変化する可能性が高くなり、よって正確な位置合わせの可能性が低下する傾向になる（すなわち、臓器などの相対位置が移動中に変化する場合がある）。イメージングセッションのスケジュールは、ＣＴ及びＰＥＴの両方のイメージング処理を同日中に行うことが可能ではない場合が多いという事実は、位置ずれの可能性をさらに悪化させる。従って、結果として得られる統合された画像の全体の診断価値は、収集期間における移動によりかなり低下する恐れがある。

第３に、２つの別々のイメージングシステムを用いて、２回の別々の収集期間中に画像データを得る場合には、必要なデータを得るための所要時間が比較的長く、従って処理能力（すなわち、所定期間の間に実行可能なイメージングセッション数）が低下する。

患者を収集システム間で移動させる必要性をなくすための１つの解決法は、二重ＣＴ−ＰＥＴイメージングシステムを設けることである。このために、二重イメージングシステムの１つの一般的な形式は、実際において何らかの方法でＣＴシステムをＰＥＴシステムに取り付けることを含み、これにより、データは関心領域について逐次的に収集され、すなわち最初にＰＥＴデータ又はＣＴデータが収集され、次にテーブル及び関心領域が並進軸に沿って並進した後、ＰＥＴデータ又はＣＴデータが収集される。この形式のシステムは、一般的には患者の移動を最小限に抑え、従ってデータの位置合わせが容易になるため、２つの別々の収集システムよりも優れている。

この二重システムは、別々の収集システムよりも優れているが、隣接するシステムの各々が各システムの自己イメージング領域を必要とするので、ボア長又はイメージング領域長のような幾つかの欠点を有する。このようなシステムは一般に心理的に人を怖がらせる（すなわち、多くの患者は長いボア内に入れられると神経質になる）ものであり、また多くの場合患者をさらに移動させる結果となるので、ボア長さが長いことは付加的な空間を必要とするのに加えて、患者の不快感を増大させることが多い。さらに、この二重システムは、ＣＴデータ収集用とＰＥＴデータ収集用に２つの別々の検出器組立体を必要とする。さらに、この形式のシステムは、依然としてデータを収集するために２つの別々で逐次的なイメージング時間を必要とする。

ＣＴデータ及びＰＥＴデータの両方の収集が依然として可能でありながら、患者の移動をなくす他の解決法の１つは、対向するＰＥＴ検出器の間のイメージング領域内に、ＰＥＴ検出器の１つに向けて放射線を透過させる放射線透過源を設けることである。この形式の１つの例示的なシステム（以下、「Ｓａｏｕｄｉシステム」）は、ＩＥＥＥの１９９９年の印刷物において発表されたＡ．Ｓａｏｕｄｉ及びＲ．Ｌｅｃｏｍｔｅによる「Ａ Ｎｏｖｅｌ ＡＰＤ−Ｂａｓｅｄ Ｄｅｔｅｃｔｏｒ Ｍｏｄｕｌｅ ｆｏｒ Ｍｕｌｔｉ−Ｍｏｄａｌｉｔｙ ＰＥＴ／ＳＰＥＣＴ／ＣＴ Ｓｃａｎｎｅｒｓ（マルチモダリティＰＥＴ／ＳＰＥＣＴ／ＣＴスキャナの新規のＡＰＤベースの検出器モジュール）」という題の論文に記載されている。Ｓａｏｕｄｉシステムは、放出データ及び透過データの両方を受け取って区分するように構成されたフルリング検出器と、透過Ｘ線源とを含む。Ｘ線源は、リング検出器の内側で、おそらくは何らかの形式の軌道上に配置され、リング検出器の内側面の周りを回転して、検出器ボア内のイメージング領域を横切って扇状ビームを配向させるようにする。

Ｓａｏｕｄｉシステムを作動させるためには、放射性核種が関心領域にある臓器内に蓄積した後、関心領域がイメージング領域の内側にある状態で、患者を支持テーブル上に配置する。その後、透過線源を起動して、扇状ビームを、イメージング領域を横切って関心領域を通過し、イメージング領域の反対側にある検出器部分の方向に配向する。透過線源からのＸ線によって範囲が定められる検出器区分は、放射性核種からの消滅フォトンとさらに該透過線源からの透過Ｘ線の両方を収集し、Ｘ線によって範囲が定められない他の検出器区分は、消滅フォトンのデータだけを収集する。データ収集処理中に、線源をイメージング領域の周りに回転させて、透過データが該イメージング領域の周りのあらゆる角度から収集されるようにする。回路を選別することにより、消滅フォトン及びＸ線の異なるエネルギが区分され、このようにして、２つの別々のデータセット、すなわち放出データセットと透過データセットとが収集される。

Ｓａｏｕｄｉシステムはこれまでの解決法よりも優れているが、やはり幾つかの欠点を有する。第１に、線源が、検出器セグメントと凝集された放射性核種（すなわち画像化される臓器）との間にある場合には、該線源は放出データが検出器セグメントに到達するのを妨げ、ＰＥＴデータの一部が失われることにより、正確さに劣る画像が得られる結果となるか、又は要求されたＰＥＴデータを収集する所要時間が長くなる。

第２に、Ｓａｏｕｄｉは、扇状ビームＸ線源を検出器の内側、本質的にはイメージング領域の内側に配置することを教示しているので、患者を収容するため、及び線源が患者と検出器との間で回転するのに十分な空間を設けるために、イメージング領域の寸法を大きくする必要がある。より大きなイメージング領域は、さらに、より大きなフルリング検出器を必要とし、これはかなりのコスト増となる。

１９９７年２月４日に発行された「Ｅｍｉｓｓｉｏｎ／Ｔｒａｎｓｍｉｓｓｉｏｎ Ｄｅｖｉｃｅ ｆｏｒ ｕｓｅ ｗｉｔｈ ａ Ｄｕａｌ Ｈｅａｄ Ｎｕｃｌｅａｒ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ Ｇａｍｍａ Ｃａｍｅｒａ ｗｉｔｈ ｔｈｅ Ｔｒａｎｓｍｉｓｓｉｏｎ Ｓｏｕｒｃｅ Ｌｏｃａｔｅｄ Ｂｅｈｉｎｄ ｔｈｅ Ｅｍｉｓｓｉｏｎ Ｃｏｌｌｉｍａｔｏｒ（放出コリメータの後ろに配置された透過線源を備えた二重ヘッドの核医療用ガンマ・カメラと共に用いる放出／透過装置）」という名称の米国特許第５，６００，１４５号（以下「第１４５号特許」）は、複合型ＣＴ−ＰＥＴシステムの寸法を低減しようとする１つの試みについて記載している。このために、第１４５号特許のシステムは、対向する第１及び第２の放出／透過検出器と、該第１検出器の長さとほぼ同じ長さを有する線状透過源とを教示する。この線線源は、第１検出器と該第１検出器に対応するコリメータとの間に取り付けられて、該線源が第１検出器と第２検出器の間のイメージング領域を横切り、該第２検出器の方向に向けられる線状の放射線を生成するようにし、該線源の長さが第１検出器の長さ全体にわたり、該検出器の長さ方向に垂直な該第１検出器の幅方向に移動できるようにする。

作動時には、関心領域が検出器間に配置され、放射性医薬品が該関心領域内にある臓器内に蓄積した後、線線源が起動されて第１検出器の幅を横切って移動し、さらに第２検出器が、放射性医薬品と該線源のそれぞれに対応する放出データ及び透過データの両方を収集し、並びに該線源によって遮断されなかった該第１検出器の一部は放出データを収集する。検出器（Ｘ線源を含む）を関心領域の周りに回転させて、全ての角度からデータを収集し、収集後に、ソータがデータをエネルギレベルによって放出データと透過データとに区分する。
米国特許第５，６００，１４５号

ここで、第１４５号特許は、線線源を検出器面と検出器のコリメータとの間に配置することにより、該線線源用のコリメータを追加する必要がないので、放出陽電子源と該検出器面との間の距離を最小限に抑えることができることを教示している。それでも尚、Ｓａｏｕｄｉ文献における線源のような線線源は、陽電子線源と検出器間の距離を増大させる。さらに、どのように第１４５号特許の教示をフルリングの検出器の場合に適用して、放出データの収集を迅速に処理することができるかが明確ではない。

ＰＥＴ検出器組立体が、第１及び第２検出器セグメントをイメージング領域の両側に含む場合には、Ｘ線源を該イメージング領域の外側で該検出器セグメントの１つに隣接した領域に置くことができ、そこで該線源は、イメージング領域を横切り、他方の検出器セグメントの方向に向けられるＸ線を生成し、検出器組立体と線源を用いて、透過データ及び放出データの両方をほぼ同時に収集することができるようになり、これにより上述の問題の多くが克服されることが認識された。

上述の説明と整合するものであるが、本発明は、イメージング領域の両側に配設され、その間にイメージング領域を定める、向かい合って面する第１及び第２の放出／透過検出器セグメントと、イメージング領域の外側に隣接し、検出器セグメントの少なくとも１つと隣接して配設された放射線源とを備え、線源は、焦点スポットから放射される放射線の扇状ビームを生成し、扇状ビームがイメージング領域を通り他方の検出器セグメントに向けられた軌道に沿って配向されるように配置され、セグメントが放出放射線及び透過放射線の両方を収集するようになったフォトンイメージング装置を含む。

本発明は、さらに、放射性医薬品が蓄積され、且つ放出放射線を発生している患者内の関心領域に対応する放出データ及び透過データの両方を、逐次的に又は同時に収集するための方法を含む。この方法は、関心領域を第１フォトン検出器セグメントと第２フォトン検出器セグメントとの間のイメージング領域内に配置し、透過放射線の扇状ビームを、イメージング領域の外側に隣接する焦点スポットから、イメージング領域を通り、該検出器セグメントの少なくとも１つの方向に向かう軌道に沿って配向し、放出放射線及び透過放射線の両方を、第１及び第２検出器セグメントを介して収集する段階を含む。

さらに、本発明はまた、環状の検出器面をイメージング領域の周りに形成するように配置された検出器セグメントを含むフルリングのフォトン検出器組立体と、イメージング領域の外側に隣接し、検出器組立体の第１の側に隣接して配設された放射線源とを備え、該線源は、焦点から放射される放射線の扇状ビームを生成し、扇状ビームがイメージング領域を通りイメージング領域の反対側にある該検出器面の方向に向けられる軌道に沿って配向されるように放射線源が配置され、焦点の位置を改変し、従って、扇状ビームの軌道を改変するように制御可能であり、その結果該扇状ビームが種々の軌道に沿ってイメージング領域を横切り、且つ検出器面の種々のセグメントの方向に配向される、セグメントが放出放射線及び透過放射線の両方を収集するようになった複合型放出及び透過イメージング装置を含む。

Ｘ線に対する患者の被爆を低減するために、本発明の少なくとも一実施形態において、ＣＴのＸ線ビームを所望の方法でコリメートするＣＴ線源コリメータが提供される。この目的で、コリメータは、Ｚ軸に沿って分離された直線又は曲線のいずれかのコリメータ縁部を有する２つの顎部を含むことができる。コリメータは固定とすることができ、或いは、Ｘ線が生成される点と共に回転することもできる。コリメータ縁部が直線である場合には、結果として得られる検出器の範囲に対応するビームは、該検出器への曲線を有し、従って曲率を補償するためにソフトウェアを準備しなければならないことになる。しかしながら、コリメータが適切に選択された曲線の縁部を含む場合には、検出器の範囲に対応するビームは曲率を含まなくなり、必要とされるソフトウェア処理が削減される。

本発明のこれら及び他の目的、利点及び態様は、以下の説明から明らかになるであろう。説明においては、説明の一部を形成し、本発明の好ましい実施形態が示される添付の図面を参照する。このような実施形態は、必ずしも本発明の全ての技術的範囲を示すものではなく、従って、本発明の技術的範囲の解釈のためには、特許請求の範囲を参照するものとする。

ここで図面、より具体的には図１を参照すると、本発明の複合型ＣＴ−ＰＥＴスキャナシステムの一実施形態は、ガントリ１０と、環状の固定Ｘ線透過源５０と、オペレータ・ワークステーション１５と、患者用支持及び並進テーブル１３と、放出及び透過データを収集して操作するために用いられる種々のプロセッサ、ソータ及びデータベースとを含む。種々のプロセッサ、ソータ及びデータベースは、以下にさらに詳細に説明される。ガントリ１０は、本明細書においてはイメージング領域とも呼ばれる中央開口部すなわちボア１２の周りに、フルリング環状検出器組立体１１を支持する。患者用テーブル１３は、ガントリ１０の正面に位置させられ、イメージング領域１２の中心軸すなわち並進軸と位置合わせされる。患者用テーブル制御装置（図示せず）は、通信リンク１６を通じてオペレータ・ワークステーション１５から受け取った指令に応答してイメージング領域１２の内外にテーブルベッド１４を移動させる。

ガントリ／検出器制御装置１７は、ガントリ１０内部に取り付けられ、リンク１６を通じてオペレータ・ワークステーション１５から受け取った指令に応答して、ガントリ及び検出器リング１１を作動させる。例えば、ガントリをオペレータからの指令で垂直面から離れるように傾けたり、検出器を、同時タイミングの較正走査を実行して補正データを収集するように制御したり、陽電子消滅事象が計数される通常の「放出走査」を実行するように制御したり、透過走査を実行するように制御したり、或いは、同時に又は以下にさらに詳細に説明されるような何らかのインターリーブ方法のいずれかで放出及び透過の両方の収集を実行するように、幾つかの様々な方法のいずれかで制御することができる。以下において特に示されない限り、本発明は、放出データ及び透過データの両方を同時に収集するために用いられる検出器リング１１との関連において説明される。

検出器リング１１は、放出データ及び透過データの両方を生成することができる検出器要素を用いて構成される。このために、適当な特性を有する幾つかの検出器が、当業界内で開発されてきた。このような検出器リングの１つは、上記で引用されたＳａｏｕｄｉ文献（すなわち、１９９９年にＩＥＥＥ印刷物において発表された「Ａ Ｎｏｖｅｌ ＡＰＤ−Ｂａｓｅｄ Ｄｅｔｅｃｔｏｒ Ｍｏｄｕｌｅ ｆｏｒ Ｍｕｌｔｉ−Ｍｏｄａｌｉｔｙ ＰＥＴ／ＳＰＥＣＴ／ＣＴ Ｓｃａｎｎｅｒｓ（マルチモダリティＰＥＴ／ＳＰＥＣＴ／ＣＴスキャナの新規のＡＰＤベースの検出器モジュール）」）に記載されており、この文献は、マルチモダリティ型検出器に関する教示について引用によりここに組み込まれる。他のマルチモダリティ型検出器も企図されている。

本発明の目的のために、リング１１を形成する検出器は、消滅フォトン及び透過Ｘ線の各々を識別し、この２つの検知の種類を区分する信号を生成することができると述べておけば十分であろう。このために、リング１１を形成する検出器は、一般的に、各々の検知されたＸ線又は消滅フォトンに対応する強度出力信号を生成し、該信号の強度を用いて、放出又は透過のいずれの検知の種類が発生したかを判断することができる。

引き続き図１を参照すると、プロセッサ、ソータ及びデータベースは、収集回路２５と、収集プロセッサ３０と、透過データデータベース７１と、放出データベース７２と、再構築プロセッサとを含む。当業者にはよく知られているように、他のコンピュータ構成要素は、該システムに含まれることになるが、説明を単純にするためにここでは省略している。

引き続き図１を参照すると、検出器リング１１は、ライン２２を介して強度信号を収集回路２５に供給する。収集回路２５は、事象の位置（すなわち、Ｘ線又は消滅フォトンが吸収された検出器リング上の位置）、事象が発生する時間（すなわち、事象検知パルス）及び該事象に対応する強度信号のエネルギを求める。エネルギ、時間及び位置のデータは、データバス２６を介して収集プロセッサ３０に提供される。

プロセッサ３０は、構成要素の中でもとりわけエネルギソータ６９と、ＰＥＴプロセッサ７０とを含む。ソータ６９は、事象のエネルギを、関心領域を透過するＸ線の予想エネルギが含まれるエネルギ範囲と比較する。ソータ６９がＸ線事象を識別すると、ソータ６９は透過データデータベース７１を更新して、検出器上の該事象の位置を示す。Ｘ線事象は、イメージング領域に対する線源５０の瞬間位置及び軌道の関数である特定の光線と相関関係にある。

一般的には、線源５０がＸ線ビームを生成する位置、形状（例えば、特定の円弧にわたる扇状ビーム）及び軌道は既知であり、よって、Ｘ線の範囲のエネルギを収集することができる検出器リング１１のセグメントも既知であろう。従って、収集回路が、扇状ビームの放射点に対向する検出器リングセグメントに関するＸ線範囲のエネルギを識別することだけを意図するようにプログラムすることができる。この種の制限は、必要とされる処理能力をかなり削減する。

強度信号に対応するエネルギが、Ｘ線の範囲を越えている場合には、ソータ６９が、時間、位置及びエネルギのデータをＰＥＴプロセッサ７０に提供する。プロセッサ７０は、通常、受け取ったデータを用いて、関心領域内で発生した消滅事象に対応するデータの対を識別する。当業者において周知の幾つかの様々なアルゴリズムのいずれかをこの目的のために用いることができる。例えば、１つの例示的なアルゴリズムは、「Ｓｏｒｔｅｒ ｆｏｒ Ｃｏｉｎｃｉｄｅｎｃｅ Ｔｉｍｉｎｇ Ｃａｌｉｂｒａｔｉｏｎ ｉｎ ａ ＰＥＴ Ｓｃａｎｎｅｒ（ＰＥＴスキャナの同時タイミング較正用ソータ）」という題の１９９３年１２月１２日に発行された米国特許第５，２７２，３４３号に記載されており、該特許はＰＥＴプロセッサ７０に関する教示に対し引用によりここに組み込まれる。この件については、プロセッサ３０が消滅事象を識別した後、該プロセッサ３０が消滅を反映ために放出データベース７２のデータを更新すると述べれば十分であろう。

引き続き図１を参照すると、収集セッションが完了し、完全な透過データセット及び放出データセットが、それぞれデータベース７１及び７２内に格納された後、再構築プロセッサ７４が、データベース７１及び７２内のデータにアクセスし、アクセスしたデータを用いて、システムオペレータによって要求される如何なる画像をも生成する。オペレータはワークステーション１５を使用して画像の種類及びビューを選択することができる。

ここで図１から図３を参照すると、線源５０は、一般的には、Ｘ線の扇状ビーム８２を生成することができるように構成され、該Ｘ線の扇状ビームは、ガントリ軸すなわち並進軸７３と垂直な事実上どのような角度からもイメージング領域１２を横切って配向することができる。少なくとも一実施形態において、単一の環状の線源５０が設けられ、検出器リング１１の片側に取り付けられる。線源５０は、単一の扇状ビーム８２を生成するように制限することができ、このとき該扇状ビーム８２は、単一の焦点スポット８８から放射され、該焦点スポット８８の向かい側の検出器リングセグメントに配向される。或いは、線源５０を、それぞれ異なる焦点スポット８６、８８、８９などから同時に放射される幾つかの（例えば、３つないし５つ）別々の扇状ビーム８０、８２、８４など（図２を参照）を生成可能であるように構成することができる。この場合には、ビームの軌道は重ならないように選択されなければならず、これにより検知されたＸ線源が識別される。

種々の線源の種類が企図されるが、少なくとも一実施形態においては、固体リング式線源５０を用いることができる。２０００年１２月２９日に出願された、本発明の出願人が所有する「Ｓｏｌｉｄ−Ｓｔａｔｅ ＣＴ Ｓｙｓｔｅｍ Ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄ（固体ＣＴシステム及び方法）」（以下、「固体線源の文献」）という題の米国特許出願番号第０９／７５１，１１０号は、そのような固体リング式線源の１つを教示している。この固体線源の文献は、この固体Ｘ線源に関する教示について、具体的には、大型の真空システム、複雑なビーム偏向システム、回転する陽極ターゲット、モータなどを必要とすることなく、イメージング領域の周りの種々の角度からＸ線ビームを生成することができる連続する管又はリング式の線源の教示について、引用によりここに組み込まれる。本発明の目的のためには、図２に示されるように、連続する管をリング状に形成することができ、環状の陽極から離間された環状の陰極を含み、該陰極はアドレス指定可能な（すなわち、独立して作動される）複数の冷陰極エミッタを含むと述べれば十分であろう。焦点スポット（例えば、図２及び図３）は、特定の冷陰極エミッタをアドレス指定することにより選択可能であり、該冷陰極エミッタは、次に、陽極の隣接するセグメントに配向された電子の流れを発生させる。電子が陽極に入射すると、Ｘ線が該陽極によって放出され、扇状ビームが形成される。

図２及び図３において、一般的には、扇状ビーム８０、８２及び８４は、軸７３を通過する平面内に位置するようにコリメートされた状態で示される。他のビーム特性、例えば、軸７３上に中心を置かないビーム、又は扇の幅（すなわち、図２及び図３に示されるものと垂直なＸ−Ｙ平面において扇形に広がる）をもつビームのような特性も企図される。実際には、固定のＣＴコリメータを含む実施形態において、該コリメータは、単に線源と検出器アレイの向かい合う表面との間にある２つの環状の顎部を含み、Ｘ−Ｙ平面において、扇状ビームから完全に遮られないようにすることことが企図される。或いは、回転可能なコリメータが設けられる場合には、該回転可能なコリメータは、扇状ビームをＸ−Ｙ平面内に制限するための縁部を定める第２顎部の組を含むことができる。直線型及び曲線型の両方のコリメータ縁部が企図される。

検出器リング１１の片側に配設された扇状ビームの線源を含む、図２及び図３に示されるシステムにおいて起こり得る欠陥の１つは、該線源により画像化可能な領域が、関心領域を透過する該扇状ビーム幅が様々な深さであることに起因してかなり小さくなる可能性があることである。例えば、図３に最も良く見られるように、図示されている患者に入射するビーム幅は、この患者から出て行くビームの幅のほぼ半分である。この問題は、データを共役軌道に沿って（すなわち、線源が３６０°回転する間の両側の経路に沿って）収集することにより部分的に対処することができるが、このような解決法は、収集時間の追加を必要とすることがあり、また依然として、ガントリ軸７３に沿った比較的狭い収集幅のままである。

ここで図４及び図５を参照すると、２つの別々の環状線源５０及び９０を含む本発明の第２の実施形態が示される。図４及び図５に示される各線源は、上述の線源５０と同様であり、従って、ここで再び詳細には説明しない。図５に最も良く見られるように、線源９０は、線源５０と同じように、選択可能な焦点スポット１０４から放射され、検出器リング１１の対面するセグメントにおいてイメージング領域を横切って配向されるＸ線扇状ビーム１０６を生成するように制御される。図５に示すように、２つの線源を含むことにより、関心領域全体の殆どを透過する軌道に沿ってＸ線を透過させることができるので、より短い時間の間に大きな領域を画像化できるようになる。

２つの線源が用いられ、リング１１の各々の側に線源が１つずつある場合には、扇状ビームの軌道は、この２つの線源に対して異なっている必要があり、その結果、Ｘ線が対向する線源のリングセグメントによって検知されたときに、該線源が識別される。すなわち、例えば、軸７３に沿ってイメージング空間１２をみると、線源５０は第１軌道に沿って扇状ビーム８２を形成し、一方、線源９０は第１軌道と異なる第２軌道に沿って扇状ビーム８４を形成することができる（図４を参照）。

再び図１から図３を参照すると、種々の性能を有する検出器リング１１が企図されており、これらの性能に基づいて、種々のモードのシステム作動が企図される。このために、リング１１が、Ｘ線に対応する様々なフォトンのエネルギ範囲と消滅フォトンとを区分することが可能である場合には、線源５０を、迅速に連続して且つ異なる軌道に沿って、オン・オフされるパルスモードで作動させることができる。この場合には、一般に、線源が起動しているときにＸ線の扇状ビームによって瞬時に範囲が定められたリングセグメントによって検知された全てのフォトンが該線源に対応すると仮定される。この仮定は、完全に正確であるというわけではない（すなわち、収集されたフォトンの中には、実際、消滅事象からのものが幾つかある）が、当業界においてよく知られるように、ＰＥＴ収集はＣＴ収集と比較して比較的少ない計数であるので、この結果は比較的正確である。或いは、収集されたＰＥＴデータについての何らかの補正を、他の検出器リングセグメントにおいて発生する同時事象に基づいて、ソフトウェア内に実装することができる。扇状ビームによって範囲が定められなかったリング１１のセグメントの全ては、従来の方法でＰＥＴ消滅データを収集するために用いられる。

或いは、リング１１が、消滅フォトン（例えば、≒５１１ｋｅＶ）とＸ線フォトン（例えば、＜１４０ｋｅＶ）とを区別可能である場合には、同時ＣＴ−ＰＥＴ収集を正確に実行することができる。この場合には、全検出器リング１１は、消滅範囲のフォトンを収集するために用いられ、ＣＴのＸ線源によって範囲が定められたリング１１のセグメントは、消滅範囲のフォトン及びＸ線範囲のフォトンの両方を収集するために用いられ、図１のソータ６９は、データをそれぞれのデータセットに選別するために用いられる。

上述の方法及び装置は、単に例示的なものにすぎず、本発明の技術的範囲を限定するものではなく、当業者によって本発明の技術的範囲に含まれるものとなる種々の変更を行うことができることを理解されたい。例えば、上述のものと同じような固体リング検出器を用いることには幾つかの重要な利点があるが、外部にあってイメージング領域を横切って発射する線源（例えば、回転するＸ線源）も企図される。別の例として、本発明のシステムを、ＣＴデータが単一のエネルギ容器よりも多い容器の中に収められる二重エネルギＣＴを備えるような他の方法で用いることも企図される。さらに、幾つかの実施形態においては、ＰＥＴプロセッサ７０をソータ６９より前に作動させてＰＥＴ事象と思われるものを識別し、該ＰＥＴプロセッサが、起こり得る事象の数を同時検出により減少させ得るようにすることができる。さらに、幾つかの実施形態は、５１１ｋｅＶから１４０ｋｅＶの間の事象エネルギを容器に収めて、ＣＴデータについてのＰＥＴの汚染を補正することもできる。

本発明の範囲を公衆に通告するために、特許請求の範囲を掲げる。

本発明による二重ＣＴ−ＰＥＴイメージングシステムを示す概略図。 本発明による検出器リング及び単一の環状Ｘ線源の斜視図。 患者が支持テーブル上のイメージング領域内に配置された状態で、図２の線３−３に沿って切った部分断面図。 図２と同様であるが、検出器リング及び該検出器リングによって分離された２つの別々の環状Ｘ線源の第２の実施形態。 図３と同様であるが、図４の線５−５に対応する図。

符号の説明

１１ 検出器リング
１２ イメージング領域
５０、９０ Ｘ線源
７３ 軸
８０、８２、８４ 扇状ビーム
８６、８８、８９ 焦点スポット

Claims (12)

1. イメージング領域（１２）の両側に配設され、その間に前記イメージング領域を定める、向かい合って面する第１及び第２放出／透過検出器セグメントと、
   前記イメージング領域の外側に隣接し、且つ少なくとも１つの前記検出器セグメントに隣接して配設された放射線源（５０）と、
   を備え、
   前記放射線源が、焦点スポットから放射される放射線の扇状ビーム（８２）を生成し、前記扇状ビームがイメージング領域を通り他方の検出器セグメントに向けられた軌道に沿って配向されるように配置され、前記セグメントが放出放射線及び透過放射線の両方を収集し、
   前記イメージング領域（１２）の周りに前記第１及び第２検出器セグメントに加えて複数の付加的な検出器セグメントを配置して環状の検出器面を形成した、フルリング検出器組立体を含み、
   前記検出器組立体が並進軸（７３）に沿った検出器幅（Ｗ）を有し、前記扇状ビームが前記検出器幅にわたる前記検出器セグメントの範囲に対応するようになった、
   ことを特徴とするフォトンイメージング装置。
2. 前記線源が前記焦点スポットの位置を改変し、従って前記扇状ビームの前記軌道を改変するように制御可能であり、前記扇状ビームが、種々の軌道（８０、８２、８４）に沿って前記イメージング領域を横切り、種々の検出器セグメントの方向に配向可能にされた、請求項１に記載のフォトンイメージング装置。
3. 前記検出器組立体が放出放射線及び透過放射線の両方を同時に収集するようになっており、前記装置が、検出器に連結され、収集された放出放射線と透過放射線とを区分するソータ（６９）をさらに含む請求項２に記載のフォトンイメージング装置。
4. データ収集中に前記線源がオン・オフされ、前記扇状ビームによって範囲が定められた検出器セグメントが、前記線源のオフ期間及び前記線源のオン期間の間に、放出データ及び透過データを断続的に収集するようになった、請求項２に記載のフォトンイメージング装置。
5. 前記線源が前記検出器組立体の第１側に並置された第１線源（５０）であり、前記装置が、前記検出器組立体の前記第１側とは反対側にある前記検出器組立体の第２側に並置された第２線源（９０）を含み、前記第２線源（９０）もまた、前記イメージング領域を実質的に横切って前記検出器組立体の対向するセグメントに配向される扇状ビームを生成する請求項２に記載のフォトンイメージング装置。
6. データ収集セッション中に前記線源を制御して、種々の扇状ビームの軌道を選択するようにさせる線源制御装置（１７）をさらに含む請求項２に記載のフォトンイメージング装置。
7. 前記線源が第１線源（８６）であり、前記装置が、前記イメージング領域（１２）の外側に隣接し且つ他方の検出器セグメントに隣接して配設された第２線源をさらに含み、前記第２線源は第２焦点から放射される放射線の第２扇状ビーム（８２）を生成し、前記第２扇状ビームが前記イメージング領域（１２）を通り少なくとも１つの前記検出器セグメントの方向に向けられる軌道に沿って配向されるように前記第２線源が並置されている、請求項１に記載のフォトンイメージング装置。
8. 前記線源が前記検出器組立体の第１側に隣接して該第１側に並置された固定環状組立体を含む請求項２に記載のフォトンイメージング装置。
9. 前記線源が、少なくとも第１及び第２扇状ビーム（８０、８２）を、異なる焦点スポットから異なる軌道に沿って異なる検出器セグメントの方向に同時に生成する請求項２に記載のフォトンイメージング装置。
10. 環状の検出器面をイメージング領域（１２）の周りに形成するように配置された第１及び第２検出器セグメントを含むフルリングのフォトン検出器組立体と、
    前記イメージング領域の外側に隣接し、前記検出器組立体の第１側に隣接して配設された放射線源（５０）と、
    を備え、
    前記放射線源（５０）は、焦点（８６）から放射される放射線（８０）の扇状ビームを生成し、前記扇状ビームが前記イメージング領域を通り前記イメージング領域（１２）の反対側にある前記検出器面の方向に向けられる軌道に沿って配向されるように前記放射線源が配置され、該線源は、前記焦点（８６）の位置を改変し、従って前記扇状ビームの前記軌道を改変するように制御可能であり、その結果前記扇状ビームが種々の軌道（８０、８２、８４）に沿って前記イメージング領域を横切り前記検出器面の種々のセグメントの方向に配向され、
    前記セグメントが放出放射線及び透過放射線の両方を収集し、
    前記イメージング領域（１２）の周りに前記第１及び第２検出器セグメントに加えて複数の付加的な検出器セグメントを配置して環状の検出器面を形成した、フルリング検出器組立体を含み、
    前記検出器組立体が並進軸（７３）に沿った検出器幅（Ｗ）を有し、前記扇状ビームが前記検出器幅にわたる前記検出器セグメントの範囲に対応するようになった複合型放出・透過イメージング装置。
11. 前記線源が前記検出器組立体の第１側に隣接して該第１側に並置された固定環状組立体を含む請求項１０に記載の複合型放出・透過イメージング装置。
12. 前記線源が、少なくとも第１及び第２扇状ビーム（８０、８２）を、異なる焦点スポットから異なる軌道に沿って異なる検出器セグメントの方向に同時に生成する請求項１１に記載の複合型放出・透過イメージング装置。
    

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