JP5301158B2 - Ｔｏｆ−ｐｅｔのタイミング調整 - Google Patents

Description

本出願は、デジタル画像技術に関する。本出願により、ＴＯＦ−ＰＥＴ（time-of-flight-positron emission tomography）、ＰＥＴ（positron emission tomography）、ＣＣ（coincidence-capable）ガンマカメラ医療画像システム、などに関する用途が分かり、以下に記載されている。本出願により、他の型式の核医学カメラや、時間調整が行われる他の型式の診断画像装置の用途も分かる。

核医学の画像診断では、検査中に被検体からの放射（例えば、ガンマ光子）を検出する。核医学カメラとしても知られているガンマカメラは、医療装置および他の装置に使用され、放射線エネルギーの強度と空間的位置を検出する。医療装置では、医療検査を行ったり種々の重要な器官の画像診断を行うために、ガンマカメラが、医療スタッフによって例えば患者の血流の中に置かれた放射性物質からの放射線エネルギーを検出する。

ガンマカメラは、典型的には一つ以上の検出器ヘッドを有している。各検出器ヘッドは、光電子増倍管のアレイの上に位置するシンチレーション結晶のアレイを有している。ガンマ光子がシンチレーション結晶と相互作用を起こすと、典型的には、可視バンド又はＵＶバンドにおける低エネルギー光子のカスケードが放出される。このカスケードは「イベント」と呼ばれる。最も近い光検出器（典型的には、光電子増倍管（ＰＭＴ））が、次々に、低エネルギー光子のカスケードを検出し、各光検出器は、パルス形状の電気信号を生成する。電子回路は信号を解析して、被検体の中の放射線源の空間的位置および放射線源のエネルギーの映像表示および／又は画像を提供する。

ＰＥＴ（Positron Emission Tomography）の画像診断は、注入された同位元素が崩壊するときに陽電子を放出するという点で、従来のガンマ線の画像診断とは異なっている。陽電子が電子と衝突する場合（消滅イベント）、２つのガンマ光子が同時に反対方向に放出される。ＰＥＴの画像診断に使用されるガンマカメラは、患者を取り囲むように間隔を置いて配された検出器のリングを有している。このリングの互いに反対側に存在する検出器（典型的には、シンチレータやＰＭＴ）からのアナログ信号は、一致検出回路によって解析され、一致を検出する（即ち、消滅イベントを示すガンマ光子の同時受取りを検出する）。２つのイベントが同時に検出された場合、２つの検出器ポイントを結ぶＬＯＲ（line of response）が規定される。これらのＬＯＲは画像診断のときに再構成される。予め選択された一致ウィンドウの外側の検出器に到達したガンマ光子は、無関係なランダムイベントの結果とみなされ、無視される。一部の研究では、一致イベントは、検出された放射線全体の１％にしかならない。一致ウインドウの中で検出される「ランダム」の数を少なくするために、比較的狭いウインドウを備えることが望ましい。異なる２つの放射イベントのランダム同時検出から生じる誤った信号は、偽のＬＯＲをつくり、最終画像を劣化させる。

ＴＯＦ（Time-of-flight）−ＰＥＴ走査法では、ＬＯＲを決定するだけでなく、ＬＯＲ方向に関して消滅イベントが生じた位置を決定することも必要である。ガンマ放射トラッキングが３０ｃｍ／ｎｓであり、検出器の直径が９０ｃｍ〜１５０ｃｍの大きさである場合、飛行時間情報を決定するのに非常に正確な検出時間測定が必要である。

種々の理由により、放射の衝突から、一致検出器に到達したイベントの検出を示す信号までにかかる報告時間は、ＰＭＴと検出ヘッドとの間の距離により変化する。ＰＭＴの物理的なばらつきおよびシンチレーション結晶の物理的なばらつき、並びに異なるＰＭＴに関連する信号を運ぶために使用されるケーブルの長さのばらつきや、回路部品、回路温度などは、報告時間のばらつきの一因である。報告時間のばらつきの主な原因は、ＰＭＴと一致回路との間の電子ハードウェアにある。一致検出器が、１つのＰＭＴからの一致信号を、別のＰＭＴからの一致信号よりも、かなり早く又はかなり遅く受け取ると、結果が不正確なものとなる傾向がある。この不正確な結果には、一致の検出表示が偽であること、飛行時間の決定が正しくないこと、画像の品質が損なわれること、が含まれる。ＰＥＴスキャナでは、対消滅の一つの光子と一つの検出器との衝突が同時である一致ウインドウ内で報告されない場合、一致イベントが見落とされる。

イベントの報告が正確であることを保証するために、ガンマカメラが調整される。この調整では、典型的には、光電子増倍管のアレイの空間的ゲインとオフセットとが調整され、空間的な精度およびエネルギー精度を保証する。各光検出経路のタイミングは、他の全ての経路と比較して調整され、例えば、タイミング遅延手段又は一致決定ソフトウェアを組み込むことによって、同じイベントによって生じるものの異なるＰＭＴや異なる検出器ヘッドが受け取る信号どうしの時間の違いが補償される。タイミングの違いには、比較的長い時間にわたって維持されてしまう傾向のものがある。ＰＭＴに対するケーブルの長さにより生じるタイミングの違いや、個々のシンチレータ画素の位置により生じるタイミングの違いは、維持される傾向がある。タイミングの違い（例えば、電子回路の温度差や、ゲイン設定およびしきい値設定の変化などによって生じるタイミングの違い）は短時間で変化することもある。この変化するタイミング誤差も画質を劣化させる。

従来では、この調整は、一つ以上の点放射線源を用いて実行されている。放出された量子は、シンチレータ画素によって光学光子に変換される。しかし、実現可能な時間分解能は、この変換プロセスの光子統計によって制限される。全ての経路に対して十分な精度を得るために、測定時間を長くしたり、強い光源が使用される。これにより、一般的には、頻繁に調整をすることができなくなる。結果として、温度の影響によるドリフトを補正することや、短時間で生じる他の変動を補正することは、容易ではない。

近年、光源のパルシングによる調整技術が開発されている。この光源は検出器に結合している。検出器の種々の領域からのトリガ信号が調整回路によって同時に調べられ、調整回路によって収集される情報を使用して、検出器の各トリガ信号の遅延量が、他のトリガ信号の遅延量に対して調整される。

本発明は、上記の問題と他の問題を克服する改良された新しい方法および装置を提供する。

本発明の一態様によれば、複数の放射線検出器と上記複数の放射線検出器からの出力信号を処理する複数の電子回路と一致検出器と画像処理回路とを有するＰＥＴ核医学画像装置を調整するための調整システムが提供される。上記調整システムは、エネルギー出力により調整パルスを生成するエネルギー源を有している。上記調整パルスが受け取られた時間を表すトリガパルスを生成するために、上記調整パルスを上記複数の放射線検出器の各々に又は上記複数の電子回路の各々に伝送する手段が備えられている。調整プロセッサは、上記一致検出器が上記複数の電子回路の各々から受け取った上記トリガパルスの受取り時間の差を決定する。上記調整プロセッサは、上記複数の電子回路の各々に含まれる設定可能な遅延手段を調整して、決定された上記受取り時間の差を小さくする。

本発明の別の態様によれば、複数の放射線検出器と上記複数の放射線検出器からの出力信号を処理する複数の電子回路と一致検出器と画像処理回路とを有するＰＥＴ核医学画像装置を調整するための方法が提供される。上記方法は、エネルギー源を起動させて調整パルスを生成するステップを有している。上記複数の電子回路に、上記一致検出器に伝送されるトリガパルスを生成させるために、上記調整パルスは、上記複数の放射線検出器の各々に又は上記複数の電子回路の各々に伝送される。上記調整パルスの生成から、上記一致検出器が上記複数の電子回路の各々から上記トリガパルスを受け取るまでの、時間差が決定される。上記複数の電子回路の時間遅延を調整して、決定された上記時間差どうしのばらつきは小さくされる。

少なくとも一つの実施例の利点は、短時間に生じるドリフトが原因で信号伝送時間に起きる変動を、頻繁に再調整できることである。

データを取得する間に信号タイミングを再調整できる利点がある。

少なくとも一つの実施例の別の利点は、タイミング調整を高精度で実行できることである。

本発明の他の利点は、好適な実施例についての以下の詳細な説明を読み、詳細な説明を理解することにより、当業者に明らかとなる。

本発明は、様々な部品の形態を取ることができ、部品の様々な配列の形態と取ることができる。また、本発明は、様々なステップの形態を取ることができ、ステップの様々な順序を取ることができる。図面は、好ましい実施例を示すだけのものであり、本発明を限定するものと解釈すべきものではない。

図１を参照すると、一致イベントイメージングに適した核医学画像装置Ａ（例えば、ＰＥＴカメラ）は、複数の検出器ヘッド１２を有する検出システム１０を備えている。図１に示す実施例は、専用ＰＥＴ画像装置を示している。検出システムは、検査領域１６の周囲に位置する複数の検出器ヘッド１２のリング１４を少なくとも一つ有しているが、この装置Ａは、一致回路が備え付けられたマルチヘッドの単光子放射型コンピューター断層撮影装置（ＳＰＥＣＴ）のガンマカメラであってもよい。マルチヘッドのＳＰＥＣＴガンマカメラは、ガンマＰＥＴ画像システムとも呼ばれている。斯かるシステムは典型的には２つ又は３つのヘッドを有しており、これらヘッドは回転可能なガントリに設けられている。被検体支持台１８を前に進めたり後ろに引いたりすることにより、患者などの被検体が、検査領域１６内の所望の位置に位置決めされる。

各検出器ヘッド１２は、検査領域１６内の被検体からガンマ光子などの放射線を検出する。一実施例では、例えば医療スタッフにより患者の血流の中に存在する放射性医薬品が崩壊すると、その結果として放射が得られる。この崩壊により、特性エネルギーを有する一対の光子が放出される。尚、画像装置Ａは、医療技術において又は医療技術以外において、他の装置で使用することもでき、本明細書に開示された装置および方法には、特に、他の装置でガンマカメラを使用することも含まれている。

検出器ヘッド１２の各々は、多数の光学センサ２０（例えば、光電子増倍管（ＰＭＴ）、フォトダイオード（ＰＤ）、又はアバランシェフォトダイオード（ＡＰＤ））を有しており、これらの多数の光学センサ２０は、ガラスプレートなどの光ガイド２４によって、連続的に広がるシンチレーション結晶２２又は画素ごとに分割されたシンチレーション結晶２２に、光学的に結合されている。ガラスプレートは、良好な光学特性（即ち、ひびがほとんどない）を有しており、光が光学センサに向かうときの助けとなるような形状にすることもできる。便宜上、ＰＭＴについて言及していくが、他の光学センサも使用できる。ガンマ光子はシンチレーション結晶２２と相互に作用し、光のパルス即ちシンチレーションイベントが生成する。シンチレーションをとらえた各光電子増倍管２０は、受光量に比例したイベントパルスの形のアナログ信号を生成する。パルスはプリアンプ２６で増幅される。増幅されたパルスは信号処理回路３０（積分器や、しきい値回路などを有している）で処理され、検出したイベントが有効であるかどうかを決定し、有効であれば、検出器ヘッドに対する有効なイベントの位置（ｘ，ｙ）と、有効なイベントのエネルギー（ｚ）およびタイミング（即ち、放射線がいつ検出されたか）を決定する。このタイミングは、通常は、弁別回路およびタイムウォーク補償手段（例えばＣＦＤ）を使用して、成形されていない信号から得られる。

一致検出器３４は、全ての検出器からトリガ信号を受け取り、２つのイベントが、同時であると考えられる予め選択された時間窓内にあるかどうか、即ち、同じ消滅イベントから得られたかどうか、を決定する。イベントが同時に起こった場合、一致検出器３４によって、ＬＯＲ（line of response）計算器３６は、消滅イベントが生じたＬＯＲを決定でき、飛行時間（ＴＯＦ）計算器３８は、２つの一致トリガ信号の相対的な受信時間に基づいて、消滅イベントがＬＯＲのどこで生じたかを決定する。

得られたデータは、画像処理部および記憶部４０で記憶され処理される。画像処理部および記憶部４０は、データメモリ又はバッファと、メモリに記憶されたデータから電子画像を再構成する再構成プロセッサと、再構成された画像を記憶する画像メモリと、を有している。記憶された画像の一部は、記憶された画像を表示装置４２（ビデオ装置、ＣＣＤ、ＬＣＤ、アクティブマトリックスモニタ、他のモニタなど）に表示するのに適したフォーマットに変換する画像プロセッサによって検索される。カラープリンタ又は他の出力装置を使用して、適切なフォーマットのデータを表示してもよい。

尚、ＬＯＲの方向の位置を正確に測定するために、タイミング信号又はトリガ信号（ｔ）は２つのシンチレーションイベントの間の相対的なタイミングを正確に表さなければならない。光電子増倍管２０の各々と各光電子増倍管２０に関連する信号処理経路とが、シンチレーションイベントを記録して処理するのに必要とする時間の差は、飛行時間の計算に影響がある（即ち、重大な誤差を生じさせ得る）。このため、各経路には、信号処理時間を等しくするために調整される調整可能遅延回路４４が備えられている。任意に、各検出器ヘッドは調整可能遅延回路４６を有することができる。これらの調整可能遅延回路４６は、対応する検出器ヘッドから一致検出器へのトリガ信号の相対伝送時間を調整する。検出器ヘッドから一致検出器までのバランスは、同じ長さの伝送ケーブルを使用することによって実現することもできる。

定期的に（例えば、患者の検査と次の患者の検査との間や、患者の検査中に）、タイミング信号又はトリガ信号の再調整回路４８は、電気回路に生じるタイミングのばらつきを考慮して、調整可能遅延回路４４（又は４６）を調整している。一実施例では、調整システム４８は電子的供給源５０を有している。この供給源５０は、電気的調整パルスを生成してこのパルスを検出器の出力部に備えられたプリアンプの電子回路入力部に直に伝達し、このパルスは、図に示された光を検出する実施例の中のシンチレータ２２およびＰＭＴ２０又は他の非光学的放射線検出器を経由しない。別の実施例では、エネルギー源は、ＰＭＴ又は他の光検出器の受光面に送られる光信号を生成する。

調整の間、調整プロセッサ５２によって、電子的供給源５０は、等しい長さの電気リード５４を使用して、合成シンチレーション電気的調整パルスを各プリアンプ２６に供給し、調整プロセッサ５２は、合成信号が一致検出器に到達する時間又は相対的な時間を測定する。一実施例では、合成パルスが個別に印加され、遅延回路は、全ての経路が予め選択された信号伝送時間に設定されるように調整される。別の実施例では、複数の合成シンチレーションパルスが並列に印加され、全てのトリガパルスが同時に到達するように遅延回路が調整される。他の測定手順および他の調整手順も考えられる。例えば、各遅延回路４６を調整して、検出器ヘッドと検出器ヘッドとの間の信号伝送時間を統一することができ、遅延回路４４を調整して各検出器ヘッド内の信号時間を統一することができる。

このような調整システムにより、ＰＭＴ又は他の検出器以外の電子装置の変化から生じるタイミング誤差の補償が可能である。電子装置は、特に熱ドリフトが起こりやすい。生じる誤差は、多くの場合、比較的短い期間の間に（例えば、数時間や、数分の間でさえも）変化する。調整をたびたび実行することによって、誤差が補償されるとともに、ＴＯＦ−ＰＥＴ分析のための計算の精度が保持される。特性（持続期間、振幅、および／又は周波数）が分かっているパルスを使用することによって、患者に対してスキャンを行っている間でも、調整を実行することができる。患者に対してスキャンを行っている間でも、調整を実行することができる理由は、結果として生じる信号をスキャン信号から除去できるからである。

図２〜図６は、タイミング誤差を補正する調整システムの別の実施例を示している。この調整システムは、光源１５０、又はＰＭＴ若しくは他の光学検出器が反応するように刺激を与える他のエネルギー源を有している。図１の実施例に関しては、ガンマカメラＡの調整の間に、調整システムが使用される。処理ステップは、エネルギー源が電気源ではなく光源である点と、データ処理経路のもっと上流で刺激が与えられる点を除いて、先に記載した処理ステップと同じとすることができる。

光源１５０は光パルスを供給する。この光は可視領域に存在するものであってもよく、紫外線（ＵＶ）波長又は赤外線（ＩＲ）波長などのもっと短い波長又はもっと長い波長を含んでいてもよい。好ましい実施例では、シンチレーション結晶２２を励起することなく、各光学センサ２０は、個別に又は規定された小グループごとに、光源１５０からの短い光パルスで直に励起される。別の実施例では、光源１５０からの光の波長は、センサ２０を励起する前に、シフトされる。いずれの場合でも、（所定の時間間隔あたりの光子の数がたくさん存在するので）本質的に時間分解能が高く電気トリガに対するジターが小さくなるように、光パルスを生成することができる。これにより、光学センサは、決まった時刻に正確に励起し、光子統計により分解能が制限されないような電気信号を生成することが可能となる。光学センサと電子装置による残りのタイミングの違いを調整することができる。

光源１５０は、センサにより検出される波長を有するパルスを発生する。一実施例では、光源１５０が発生するパルスは、シンチレータから通常受け取るパルスと波長が同じである。光源として、レーザダイオード又は発光ダイオードを使用することができる。ゲイン切替型レーザーダイオードを使用して、ＦＷＨＭが５００ｐｓ（５ｘ１０^−１０秒）より小さく、反復周波数が１ＭＨｚより大きく、ジターが１０ｐｓよりも小さい約３５０ｎｍ〜４５０ｎｍの光パルスを生成することができる。このタイプのレーザダイオードの一例は、ＰｉＬＡＳｐｓレーザであり、Advanced Photonic Systemsから入手可能である。ＰｉＬＡＳｐｓレーザは波長が４００ｎｍであり、ＦＷＨＭは４０ｐｓより小さく、反復周波数は１０ＭＨｚより大きく、ジターは４ｐｓよりも小さい。あるいは、適切な波長（ＰＭＴでは４００ｎｍのあたり）の短い光パルスを生成する他のレーザ源（エキシマレーザなど）が使用される。発光ダイオード（ＬＥＤ）は一般的にはレーザダイオードよりも高価ではなく、したがって、調整システムに多数のＬＥＤを使用することが実現的である。ＬＥＤは、約３００ｎｍ〜６００ｎｍの範囲の波長を放出し、ＦＷＨＭが１００ｎｓより小さく、反復周波数が少なくとも０．１ＭＨｚとすることができる。５２５ｎｍにおいてＦＷＨＭが２ｎｍよりも小さく反復周波数の上限が１０ＭＨｚまでの光パルスを放出するＬＥＤを利用することができる。

エネルギー分布（エネルギー分解能）の変動量は、典型的には、エネルギー分布の半値全幅（ＦＷＨＭ）によって認定される。正規分布に対して、ＦＷＨＭはエネルギー分布の標準偏差に関係しており、ＦＷＨＭは、一般的には、標準偏差に２ｘ（２ｘln(2)）^１／２（約２．３５）を掛けることによって計算される。

図２〜図６に示されている実施例では、光は、光源１５０から、長さの等しい光ファイバ１６０又は他の適切な光ガイド（本明細書では、便宜上、全ての光ガイドを光ファイバと呼んでいる）を介して、複数のセンサ２０（ＰＭＴが図示されている）に供給されている。各ＰＭＴへの光パルスの到達時間は、時間的に一定の相関がある。あるいは、各センサ２０用の個別の光源が使用される。この場合、全ての光源１５０は、時間的に一定の相関がある光パルスを放出する。シンチレーション結晶２２は、光ガイド２４によってＰＭＴに結合されている。各図には、ＰＭＴ２０は２つだけ示されているが、単一の光源１５０を、例えば、一個の検出器ヘッドに全体的に設けられている光電子増倍管の大アレイに結合してもよく、一個の検出器ヘッドの一部に設けられている光電子増倍管の大アレイに結合してもよく、又は複数の検出器ヘッドに設けられている光電子増倍管の大アレイに結合してもよい。

図２の実施例では、タイミング誤差に対してカメラを調整するために、調整光パルスは、一個の光源１５０から又は個別の光源から、光ファイバ１６０を介して、複数のＰＭＴ２０の各々に供給される。光ファイバ端１６２が、又は光ファイバの端部から間隔を置いて配された光エミッタが、各ＰＭＴの側壁１６４に結合されている。ＰＭＴが発生する信号は上記の方法で処理され、ＰＭＴ又は信号処理素子によって生じたタイミングのばらつきを補償するために遅延回路４４が備えられている。

図３の実施例では、光パルスは、一個の光ファイバー１６０によって、ＰＭＴ２０のグループに供給されている。図示された実施例では、光ガイド２４の、ＰＭＴに隣接して位置している表面１６６に、光ファイバが導入されている。図３の実施例では、光ファイバからの光は、各グループの３つのＰＭＴ（３つのＰＭＴのうちの２つのみが図示されている）の中心から、表面１６６に当たる。光ファイバ１６０からの光は、光ガイド２４内を移動して、光の少なくとも一部は、光ガイドとシンチレータ画素との間の界面１６８で反射する。反射光は、このグループの各ＰＭＴに同時にヒットする。

図４は、非常に細い光ファイバ１６０が光ガイド内を延在するようにした別の調整システムの実施例を示しており、この実施例では、通常、アクセスが簡単になる。光ファイバ１６０は、各ＰＭＴの端面で終端している。あるいは、単一の光ファイバが、複数のＰＭＴに渡って光ガイド内を延在している。光ファイバはクラッドに切り込みを有している。このクラッドは、複数のＰＭＴの各々の端面上に予め選択された位置において、点状の光を漏らすように設けられている。複数のＰＭＴの各々の端面上に予め選択された位置は、互いに同じ位置である。あるいは、光ファイバは光ガイドの側壁に結合される。

一実施例では、光ガイド２４は、パルス（例えば、扇形ビーム）の光を各ＰＭＴに導くために、散乱体を有している。一実施例では、この散乱体は複数の散乱素子１７４（図４）を有しており、一つの散乱素子１７４が一つのＰＭＴ２０に対応している。各散乱素子は、光ファイバの端部において、介在体１７４として規定することもでき、又は各ＰＭＴに隣接する光ガイドの孔として規定することができる。あるいは、散乱体は波長をシフトする材料から構成される。この材料は、例えば、光ガイドの中に（特に光電子増倍管の領域に）分布する蛍光体又は他の微粒子光散乱材料であり、この散乱材料を、光ガイド２４に渡って分布させてもよい。散乱光の波長にほとんど影響しない適切な微粒子光散乱材料は、ルチル（ＴｉＯ_２）、ハフニア（ＨｆＯ_２）、酸化ジルコニウム（ＺｒＯ_２）、酸化マグネシウムなどの酸化物材料のマイクロメータサイズの粒子から形成される。蛍光体は、ある波長範囲の光の一部を異なる波長範囲（典型的には、より長い波長範囲）の光に変換する微粒子材料である。この微粒子材料は、例えば、Ｃｅ又はＴｂにより活性化するイットリウムアルミニウムガーネット（「ＹＡＧ」，Ｙ_３Ａｌ_５Ｏ_１２）、Ｌｕ_３Ａｌ_５Ｏ_１２およびＴｂ_２Ａｌ_５Ｏ_１２（両方ともセリウムがドープされる）、ＥｕおよびＭｎにより活性化するＣａ_８Ｍｇ（ＳｉＯ_４）_４Ｃｌ_２、これらの混合物などである。蛍光体は、光を散乱する役割をし、波長をシフトする役割をする。この場合、光ファイバからの光によって散乱体が励起されるとともに、ＰＭＴは光ファイバからの光によっては励起されず波長のシフトした光によってのみ励起されるように、照射パルスを選択することができる。

図５の実施例では、調整用の光が、シンチレータ２２の側から、光ガイド２４に結合されている。例えば、光ファイバ１６０は、画素ごとに分割されたシンチレータのシンチレータ画素１８２とシンチレータ画素１８２との間の隙間１８０を介して、又はシンチレータ自体を介して、導入されている。図６に示されるように、光ファイバ１６０は、必要に応じて、シンチレータ２２の上部反射面に結合されており（上部反射面が少なくとともある程度の透過度を有しているとする）、光ビームは、シンチレータを介して光ガイド２４およびＰＭＴ２０を伝送する。図６の実施例のように、光ガイド内に散乱体を使用することができ、光ファイバが放出する光ではなく、波長がシフトされた光によって、光電子増倍管を励起することができる。

図１の実施例に示すように、調整システム４８は、調整プロセッサを有している。この調整プロセッサは、一致検出器から入力を得て、遅延部４４および４６を調整して信号間のタイミングのばらつきを補正する。このタイミングのばらつきは、光電子増倍管や、ＰＭＴと電子回路を有する一致検出器との間に存在する他の部品が原因である。

必要に応じて、ガンマカメラＡは、光学的調整と電子的調整との両方を有するものである。

定期的に、画像装置を放射線源で調整することができる。この調整によって、シンチレータ結晶２４どうしの違いによるタイミングのばらつきを求めて、補正を行うことができる。

本発明は、好ましい実施例を基準にして記載されている。詳細な説明を読み、詳細な説明を理解することにより、修正例および変形例が見出される。斯かる修正例および変形例が、添付された特許請求の範囲又は特許請求の範囲と等価の範囲に含まれる限り、本発明には、斯かる修正例および変形例の全てが含まれと解釈されるべきである。

本発明による、ガンマカメラ、エネルギ処理システム、および調整システムの概略図である。 本発明の一実施例による調整システムに使用される第１の実施例の検出器ヘッドの一部分の概略側面図である。 第２の実施例の検出器ヘッドの一部分の概略側面図である。 第３の実施例の検出器ヘッドの一部分の概略側面図である。 第４の実施例の検出器ヘッドの一部分の概略側面図である。 第５の実施例の検出器ヘッドの一部分の概略側面図である。

Claims (21)

1. 複数の放射線検出器と前記複数の放射線検出器からの出力信号を処理する複数の電子回路と一致検出器と画像処理回路とを有するＰＥＴ核医学画像装置を調整するための調整システムであって、
   前記調整システムは、
   エネルギー出力により、電気パルスである調整パルスを生成するエネルギー源と、
   前記調整パルスが受け取られた時間を表すトリガパルスを生成するために、前記調整パルスを前記複数の電子回路の各々に伝送する手段と、
   前記一致検出器に接続された調整プロセッサであって、前記一致検出器が前記複数の電子回路の各々から前記トリガパルスを受け取った時間を測定し、前記トリガパルスの受取り時間の差を決定する調整プロセッサと、
   を有し、
   前記調整プロセッサは、決定された前記受取り時間の差を小さくするように、前記複数の電子回路の各々に含まれる設定可能な遅延手段を調整する、調整システム。
2. 複数の放射線検出器と前記複数の放射線検出器からの出力信号を処理する複数の電子回路と一致検出器と画像処理回路とを有するＰＥＴ核医学画像装置を調整するための調整システムであって、
   前記調整システムは、
   エネルギー出力により、光学パルスである調整パルスを生成するエネルギー源と、
   前記調整パルスが受け取られた時間を表すトリガパルスを生成するために、前記調整パルスを前記複数の放射線検出器の各々に伝送する手段と、
   前記一致検出器に接続された調整プロセッサであって、前記一致検出器が前記複数の電子回路の各々から前記トリガパルスを受け取った時間を測定し、前記トリガパルスの受取り時間の各放射線検出器毎の差を決定する調整プロセッサと、
   を有し、
   前記調整プロセッサは、決定された前記受取り時間の差を小さくするように、前記複数の電子回路の各々に含まれる設定可能な遅延手段を調整する、調整システム。
3. 前記調整パルスは、既知であるか、一定周波数のパルスである、請求項１又は２に記載のシステム。
4. 前記調整パルスは、ＦＷＨＭが１０ｎｓよりも小さく、周波数が０．１１ＭＨｚより大きい、請求項１又は２に記載のシステム。
5. 前記ＰＥＴ核医学画像装置は、複数の光学センサを有しており、
   前記エネルギー源は前記複数の光学センサの出力に結合されている、請求項１に記載のシステム。
6. 前記光学センサに接続された電子回路は、前記電気パルスによって、前記トリガパルスを生成する、請求項５に記載のシステム。
7. 前記ＰＥＴ核医学画像装置は、複数の光学センサを有しており、
   前記エネルギー源は前記複数の光学センサに結合されている、請求項２に記載のシステム。
8. 前記エネルギー源は、３００ｎｍ〜６００ｎｍの波長の光源を有している、請求項７に記載のシステム。
9. 前記エネルギー源は発光ダイオード又はレーザダイオードを有している、請求項７に記載のシステム。
10. 前記エネルギー源は前記複数の光学センサの入力面に結合されている、請求項７に記載のシステム。
11. 前記エネルギー源は、複数の光ファイバによって前記複数の光学センサに結合されており、
    前記複数の光ファイバのうちの第１の光ファイバは、光パルスを前記複数の光学センサのうちの少なくとも第１の光学センサに伝送し、
    前記複数の光ファイバのうちの第２の光ファイバは、電磁パルスを前記複数の光学センサのうちの少なくとも第２の光学センサに伝送する、請求項１０に記載のシステム。
12. 前記複数の光学センサに、単一光ファイバが結合されている、請求項１０に記載のシステム。
13. 前記単一光ファイバは、介在体および微粒子光散乱材料のうちの少なくとも一方を有している、請求項１２に記載のシステム。
14. 請求項１に記載の調整システムを有するＰＥＴカメラ。
15. 複数の放射線検出器と前記複数の放射線検出器からの出力信号を処理する複数の電子回路と一致検出器と画像処理回路とを有するＰＥＴ核医学画像装置を調整するための核医学画像システム調整方法であって、
    前記方法は、
    エネルギー源を起動させて、電気パルスである調整パルスを生成するステップと、
    前記複数の電子回路に、前記一致検出器に伝送されるトリガパルスを生成させるために、前記調整パルスを前記複数の電子回路の各々に伝送するステップ、
    前記一致検出器が前記複数の電子回路の各々から前記トリガパルスを受け取った時間を測定し、前記調整パルスの生成から、前記一致検出器が前記複数の電子回路の各々から前記トリガパルスを受け取るまでの、時間差を決定するステップと、
    決定された前記時間差どうしのばらつきを小さくするように、前記複数の電子回路の時間遅延を調整するステップと、を有する方法。
16. 複数の放射線検出器と前記複数の放射線検出器からの出力信号を処理する複数の電子回路と一致検出器と画像処理回路とを有するＰＥＴ核医学画像装置を調整するための核医学画像システム調整方法であって、
    前記方法は、
    エネルギー源を起動させて、光パルスである調整パルスを生成するステップと、
    前記複数の電子回路に、前記一致検出器に伝送されるトリガパルスを生成させるために、前記調整パルスを前記複数の放射線検出器の各々に伝送するステップ、
    前記一致検出器が前記複数の電子回路の各々から前記トリガパルスを受け取った時間を測定し、前記調整パルスの生成から、前記一致検出器が前記複数の電子回路の各々から前記トリガパルスを受け取るまでの、各放射線検出器毎の時間差を決定するステップと、
    決定された前記時間差どうしのばらつきを小さくするように、前記複数の電子回路の時間遅延を調整するステップと、を有する方法。
17. 前記時間遅延の差をゼロにする、請求項１５又は１６に記載の方法。
18. 前記伝送するステップは、
    前記複数の放射線検出器の出力部において、前記調整パルスを前記複数の電子回路の入力部に供給するステップを有する、請求項１５に記載の方法。
19. 前記複数の放射線検出器は光センサを有しており、
    前記伝送するステップは、
    前記光パルスを、前記複数の放射線光検出器の各々の受光面上の共通位置に伝送するステップを有する、請求項１６に記載の方法。
20. 前記ばらつきを小さくするステップは、
    前記時間遅延を調整して、前記調整パルスの生成から前記トリガパルスの受取りまでの時間を所定の時間に設定するステップを有する、請求項１５又は１６に記載の方法。
21. 請求項１５又は１６に記載の方法を実行するようにプログラムされた電子プロセッサ。

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