JPH06505800A - デジタル ガンマ線画像化装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるため要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 デジタル　ガンマ線画像化装置 ｌ肌グ豊皇至亘 本発明は、ガンマ線画像化に関し、そして更に詳細には、検出されたガンマ線を 改良された処理をすることにより、対象体の、高められた画像を得る配置に関す る。

診断の目的で、ヒトのような対象体を照射する技術は、多く存在する。典型的に は、これらには、通常、ｘｍ照射、ガンマ線照射、核磁気共鳴画像（ＭＨＩ）或 いはＣＴスキャンニングの使用がある。そのような配置の１つは、米国特許第４ ，５７１，４９４号に記載され、Ｘ線或いはガンマ放射線を検出するために、Ｓ ｉ、Ｇｅ、ＣｄＴｅ、Ｈｇｌ、或いはＧａＡｓのような半導体材料からなる各々 の検出器要素の配置を用いる。この半導体検出器要素は、アーク状に配置される 。この放射線は、コリメータにより、その長さ方向での各検出器要素上に入射す るように構成される。即ち、ホール或いはスリットを有する放射線吸収体は、検 出器要素と放射線源の間に配置される。この配置は、検出器要素を、入射放射線 に対して本質的に等しい感度になるようにできる。

上記のような、半導体検出器を含む配置においては、画像情報が、別々に読み出 される。アンガーカメラのような（米国特許第４．６７２，２０７号参照）他の ものにおいて、入射され、平行にされた放射線は、多数の光学管により観察され る。Ｎａｌ結晶中の電子へ入射ガンマ線を変換することにより生成された光は、 多くの光学管により観察される。情報のアナログ特性により、過去のシステムで は、５〜６ｍｍのＦＷＨＭの典型的な空間解像力が得られる。約３ｍｍのＦＷＨ Ｍの解像力が報告されている。

上記の配置での他の問題点は、エネルギー解像力に、見掛は上１０％の限界があ ることである。これにより、画像のぼけを生じるバックグラウンド・ノイズが生 じる。核医学としては、ガンマ線が、対象体内の放射線源から発せられる場合、 そのような放射線が、対象体中に存在すると、コンプトン散乱が行なわれ得る。

ガンマ線干渉は、周知のもので、例えば、”旧ｇｈ　Ｅｎｅｒｇｙ　Ｐａｒｔｉ ｃｌｅｓ”（ブルーノ　ロッジ著、ブレンチス　ホール、１９５２年）に説明さ れる。これらの散乱ガンマ線は、元の値より少ないエネルギーでコリメータ中に 入る。上記のような配置のＮａｌ結晶の可能なエネルギー解像能力においては、 全エネルギーのものから、このような低いエネルギー飲乱ガンマ線を分離するこ とは不可能である。この散乱されたガンマ線は、所望のものよりも多くの数のフ ォトンに相当し、そして、対象体中の元の位置に無関係に、又は強調しないので 、解像力に限界がある。

及乳Ω迷整 本発明は、空間的及びエネルギーの解像力を基本的に改良することにより、改良 された検出効率を供するものである。これは、コンプトン散乱効果を本質的に消 滅させ、そして、反応の信号処理を、光電（７オトエレクトリツク）現象にのみ 制限することにより行なわれる。効果において、画像に貢献しないフォトンを消 滅させる。従って、特に、核医学において、低減された放射線量で素早く患者を 走査することが可能になる。本発明に従って、１ｍ　ｎｌより良好な空間解像力 と、約２％以下のエネルギー解像力が達成される。

本発明に従って、例えば、非散乱のガンマ放射線に対するエネルギー・レベルの ような規定の光電現象に相当する予め決めた時間内或いは時計サイクル内で、閾 値レベルに達しない場合、画像信号が消滅する単純な信号処理配置を通して、こ れらの改良された結果が得られる。

置皿０！畢ｌ駕コ 同じ数字は、各々の同様の部分を代表するように、図面を参照して、説明される 。

第１．２図は、本発明の具体例に従うガンマ線画像システムの説明のブロック図 である。

第３図は、第１．２図の具体例を説明する波形図である。

第４図は、本発明の他の具体例に従ったガンマ線画像システムの説明図を示す。

及呪０圧坦ｌ翌囚 第１図に示されるように、ヒト患者の身体のような対象体１１は、体内に存在し 、コリメータ１５に入るガンマ放射線源１３を植え込まれている。コリメータ１ ５は、周知の適する設計のものであり、ガンマ放射線が、所望の方法で、以下の ように、コリメータを通過し、２次元検出器アレイ或いはマトリックス１７に向 かうことを可能にするホール或いはスリットを有する。

検出器アレイ或いはマトリックス１７は、好適には、長方形成いは正方形であり 、そして、ピクセル（画素）の比較的に多数の検出器要素よりなり、例えば、正 方形アレイの各個上に２５６個のピクセルよりなる。例示の目的において、アレ イ１７の１行が、第１図に示され、ピクセル（画素）１９ａ、１９ｂ１．１９ｎ を有する参照数字１９として識別される。コリメータに面している各ピクセル１ ９ａ等の表面領域は、各ピクセル間に約０．２ｍｍの間隔で、約１ｍｍ正方形で ある。各ピクセルは、好適には、横断面は正方形であるが、同様に他の断面形を 有してもよい。

各ビクセル１９ａ等は、好適には、高い原子数を有する半導体材料から本質的に 製造され、例えば、不動態形態のＨｇ　Ｉ　ｓ或いはＣｄＴｅのような３０を超 える原子数の半導体材料である。植え込まれたイオンを有するＨｇＣｄＴｅのよ うなｐ形材料の混合物もまた使用できる。また、ＧａＡｓ及びＰｂＳも適する。

純Ｇｅも使用できるが、比較できる検出効率を有するために、入射放射線の方向 での長さ寸法を持たなければならない。Ｇｅは、他の材料での最良のエネルギー 解像力を供することができる。各ピクセルは、周知の方法で、例えば、前記の米 国特許第４，５７１，４９４号に記載のような方法で構成できる。各ピクセルの 好適な軸長さは、約０．５〜約２．０ｍｍであり得るが、一方、正確な長さは、 臨界的でない、Ｇｅに対して、約１０ｍｍの長さを使用することができる。各ピ クセルの断面積は、約１平方ｍｍである。

ガンマ放射線が、コリメータ１５中を通過すべき所望の方法は、好適には、ピク セル１９ａ、１９ｂ１．．１９ｎのものと同じ断面形状と寸法を有する複数のホ ール或いはスリ・ｙ）１５ａ、１５ｂ１．．１５ｎを供することにより、達成さ れる。コリメータは、好適には、平方ホールパターンを有するｐｂにより製造さ れ（ピクセルの断面が平方形である場合）、その中心は、約１゜２ｍｍの中心距 離になる。これは、１平方ｍｍのピクセル断面積に相当し、約９．２ｍｍのピク セルの隣接端の間の壁厚１ａｕ１は距離を有する。第１図に示されるように、コ リメータ１５のホール或いはスリットの各々は、各ピクセルの軸に平行に、その 孔を有するように配置され、それにより、ガンマ放射線が、コリメータにより抑 制され、ピクセルの軸に平行の方向に、各ピクセル上に衝突するようにされる。

適する周知の設計のＣＣＤ或いは他の多重器２１は、アレイ１７の各行１９ａ等 のピクセルと、適当な周知な方法で、結合され、それにより、ガンマ放射線の光 電効果により各ピクセルに蓄積された電荷が、それ自体の各々のＣＣＤ２１ａ、 ２１ｂ、、、２１ｎに、読み出しのために供される。その読み出しは、第２図に 示されるように、平行に、行対行で行なわれ、アレイ１７中のピクセルの複数の 行１９−１．１９−２１．．１９−ｉが例示されている。各ＣＣＤ装置は、アレ イの各要素中で検出された全電荷を記憶上そして、その電荷は、多重器２１によ り回収され、各行の端にあるｕｉ衝器或いは他の適当な周知の記憶装置２３−１ ．２３−２．２３−ｎに移され、また、そこから、各行での比較器２７−１．２ ７−２１．．２７−ｉで処理される。

ＣＣＤ多重器の時計サイクル或いは速度は、・・・電荷が、１つの位置から、次 の位置に或いは究極的には緩衝器に移動される速度は・・・、十分に早くしなけ ればならず、それにより、時計サイクル中テ、２つのフォトンが１つのピクセル に入る可能性は小さいものにする。時計サイクルは、約１メガヘルツ・・・１マ イクロ秒の時間といえる。好運なことに、核医学への適用におし１て、７才トン 光束は、十分に低く、それにより、この基準を満足するようにできる。従って、 本発明により、各ＣＣＤに回収された電荷の全量は、７オトンのエネルギーに正 規に比例して（するものである。

各行のＣＣＤにより回収され、ａＳＳ中に多重化された電荷は、適当な周知の設 計の線形増幅＠２５により増幅され、適当な周知の設計の比較器或いは閾値識別 器２７に供される。９３図、グラフａを参照して、行１９−１での各ＣＣＤに対 する電荷レベルを示すパルスを、比較器に供し、更に、行１９−２のＣＣＤ１こ 対して、電荷レベルを示すパルスにより、グラフＣに示されるように、行なわれ 、更に、続けられる。

グラフａ、Ｃでの点線２９は、電荷レベルが達する或Ｉ／１は超えなければなら ない閾値を示す。このレベルは、コンプトン散乱に相当する電荷或いはエネルギ ー・レベルの上になるように選択され、従って、光電現象のエネルギーを伴う、 即ち、全７オトンを伴う電荷レベルのほぼ少し下になる。ａ値しベルの上及び下 の電荷レベルの変化は、通常、まったく小さく、それは、高１１時計）（ルス速 度が、）オトン活性を少ない範囲の変化に限定し、コンプトン散乱に対するバル クは、まったく低いレベルから、閾値レベルに近いレベルにまであるためである 。

比較器或いは閾値識別器２７は、光電現象のための電荷レベル、例えば、コンプ トン敵乱或いは他の低いエネルギーレベルに相当するエネルギーより低いエネル ギーを示すパルス或いは電荷レベルを消滅させる。従って、グラフａに示す、比 較器に入力された行１９−１についての１０個のＣＣＤ電荷レベル或いはパルス に対して、グラフｂに示すように、閾値レベル２９を超える第１、第５、第６、 及び第９の入力パルスに相当するパルスのみが、比較器による出力として形成さ れる。

行１９−１と同様な方法により、グラフＣの、閾値レベル２９を超えるアレイ１ ７の行１９−２に対する電荷レベルのみを、比較Ｉ！２７による出力として通過 させる。従って、グラフｄで示されるように、行１９−２では、第２、第４、第 ７、第９及び第１０の電荷レベル或いはパルスだけが出力される。

各行に対しての電荷レベルの順次の読み出しにおいて、比較器２７は、その行の 各ＣＣＤに相当する光電エネルギー関連の電荷レベルのデジタル計数を供する。

本発明に従って、順次の読み出しは、材料に依存して、約１０秒〜約１０分以上 の範囲である短い時間に、行なう。アレイ１７の数個の行は、各時計サイクルの 端で平行に、好適に、読み出される。これは、適する周知の設計の信号処理器或 いはコンピュータ３１により行ない得る。従って、アレイ１７は、２５６個の行 を有し、時計時間が、１マイクロ秒である場合、行は、約２５６マイクロ秒毎に 読み出されるためのサイクルにできる。従って、読み出し時間にわたり、即ち、 ４分或いは５分にわたり、多くの画像情報は回収できる。

数分間にわたる電荷レベルに対しての計数に関して、比較器の蓄積された読み出 し出力は、アレイ１７の行１９−１に対しては、第３図のグラフｅに示され、そ してアレイ１７の行１９−２に対しては、第３図のグラフｆに示される。各ＣＣ Ｄに対する計数された光ｔｒＪｌ象を示す数が低い程、画像が明るくなる。従っ て、本発明によるこの配置は、全エネルギーの、非、散乱のフォトンのみを、対 象体１１の画像を再溝築するために使用できる＃ことが分かる。

第１図に示されるように、比較１１２７の出力は、メモリー３３中に記憶できる 。第２図に示されるように、アレイの各行に相当する数個の比較器の出力を、メ モリ一部材を備える信号処理Ｗｋ３１に供し、次に、適当な周知の方法で、ディ スプレイのためのＣＲＴ３５及びプリンタ３７に供給する。

本発明の他の具体例に従って、第４図に示されるように、第１〜３図に関連して 前記に説明したディスクリートなビクセルを、用いた半導体アレイ或いはマトリ ックス１７の代わりに、第１の複数の水平或いはＸ−軸の半導体ストリップ検出 器４３及び該ストリップ４３に重なる第２の複数の垂直或いはｙ−輪生導体スト リップ検出９Ｓ４５を備える半導体マトリックス４１を使用できる。このストリ ップは、ゲルマニウム或いは他の適する半導体材料で作られ得る。各ストリップ は、約１ｍｍ幅で、０．２ｍｍの距離をとって分離され、各水平及び垂直のスト リップの各交差部においては、約１平方ｍｍの横断点を備える。このストリップ は、例えば、Ｄ、　Ｇｕｔｋｎｅｃｈｔにより説明される方法により、即ち、［ 物理的研究での核装置及び方法］　：Ｎｕｃｌｅａｒ　Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ 　ａｎｄ　Ｍｅｔｈｏｄｓ　ｉｎ　Ｐｈｙｓｉｃｓ　Ｒｅ５ｅａｒｃｈ、　Ａ２ ８８巻（１９９０）、　ｐｐ１３−ｉｓに説明される方法：適する周知の方法で 製造できる。

第４図に示されるマトリックスに関しては、ＣＣＤ或いは他の多重器は必要でな い。適する周知の構成の増幅器４７及び比較器２７は、第４図に示されるように 、各垂直な及び水平なストリップのために使用でき、マトリックス４１のための 電子的処理の経路或いはチャンネルの全数は、水平のストリップの数十垂直スト リップの数に等しいものである。

操作において、画像を示す放射線パターンに対して、マトリックス４１の露出の 各時間で、パルス或いは電圧は、１つの水平のストリップ及び垂直のストリップ に存在するか或いは存在しないものである。各水平ストリップ及び垂直ストリッ プからのパルス出力は、適する周知の構成の予備増幅？＃４７に供給され得、そ して、第１〜３図に関して説明されるような比較器２７に供給される。第３図に 関して予め説明されるようなエネルギー閾値要件を満足するために、パルスは、 第３図での点線２９により示される値を超えなければならない。各比較Ｓ２７か らの信号は、次に、処理するため及びプリントアウトするため或いはディスプレ イのために、適する周知の構成の信号処理器或いはデータ処理器３３に供給され る。

本発明の方法及び装置は、ヒト身体に関して説明したが、放射線が通過する如何 なる目標物にも、或いは、放射線を生じる目標物にも適用できる。例えば、本発 明は、防護溶接部を通しての放射線漏れを検出することに適用できる。

ＦＩＧ、２ ＦＩＧ、４ 国際調査報告 フロントベージの続き （７２）発明者　ケルシイ、チャールズ、エイ。

アメリカ合衆国、ニューメキシコ州。

８７１１１、アルバカ−キイ、エヌ　イー、カミノ　リール　３１１６ （７２）発明者　メットレル、フレデリック、エイ。

アメリカ合衆国、ニューメキシコ州。

８７１０４　、アルバカ−キイ、エヌ、ダブリュ、、ラ　マンチャ　３００４ （７２）発明者　ウオルフェ、ディビット、エム。

アメリカ合衆国、ニューメキシコ州。

８７１０７　、アルバカ−キイ、エヌ、ダブリュ、、エルフェゴ　ロード　２５ １６

Claims (12)

【特許請求の範囲】
1. １．放射線源からのガンマ線が通過する対象体の選択された画像信号を形成する 方法において、 ａ）固定時間中の逐次の各固定時間内で、ガンマ放射線により衝突された複数の 位置に対して、画像化されるべきガンマ放射線のエネルギー・レベルに相当する 電荷レベルを検出し、その電荷レベルは、検出できる反応を生じるに十分なもの であり、ｂ）各固定時間内に、検出できる反応を生じるに十分な電荷レベルの中 から、予め決めた閾値レベルを超える各位置における電荷レベルのみを計数し、 その予め決めた閾値レベルは、コンプトン散乱を伴うエネルギー・レベルより少 なくとも高いエネルギーレベルに相当する光電現象の電荷レベルにほぼ等しいも のであり、 ｃ）その固定時間で逐次に計数した電荷を、加え、対象体の像を示す選択された 信号を供し、それにより、それが、前記の固定時間の１単位の内で、閾値に達し ない場合、計数されない電荷レベル及びこのように所望でない像信号を消去する ことを特徴とする前記の画像信号の形成方法。
2. ２．ガンマ放射線源は、対数体内にあることを特徴とする請求項１に記載の方法 。
3. ３．各位置がガンマ放射線で衝突される方向は、各位置及びその直接隣接する位 置を示す面に本質的に垂直であることを特徴とする請求項１に記載の方法。
4. ４．対象体は、ヒトである請求項２に記載の方法。
5. ５．位置は、２次元マトリックスを形成する多数の行列に配置される請求項１に 記載の方法。
6. ６．放射線源からのガンマ放射線が通過する対象体の選択された画像信号を供す る装置において、 ａ）固定時間中の逐次の各固定時間内で、ガンマ放射線により衝突された複数の 位置に対して、画像化されるべきガンマ放射線のエネルギー・レベルに相当する 電荷レベルを検出する手段を有し、 ｂ）各回定時間内において、検出できる反応を生じるに十分な電荷レベルの中か ら、予め決めた閾値レベルを超える各位置における電荷レベルのみを計数する手 段を有し、その予め決めた閾値レベルは、コンプトン散乱を伴うエネルギー・レ ベルより少なくとも高いエネルギー・レベルに相当する光電現象の電荷レベルに ほぼ等しいものであり、 ｃ）その固定時間中に逐次に計数した電荷を、加える手段を有し、対象体の像を 示す選択された信号を供し；それにより、それが、前記の固定時間の１単位内に 、閾値に達しない場合、不要の電荷レベル及びこのように所望でない像信号を、 電荷計数しないことにより、消去することを特徴とする前記の画像信号の形成装 置。
7. ７．各位置において、半導体材料のピクセルを有し、該ピクセルは、２次元マト リックスを形成する多数の行列に配置されていることを特徴とする請求項６に記 載の装置。
8. ８．前記の検出手段は、更に、ガンマ放射線をコリメートする手段を備え、ピク セルにより決められる面に本質的に垂直である方向から各ピクセルに衝突し、少 なくとも、マトリックス中の直接隣接する１つのピクセルに衝突するようにする ことを特徴とする請求項６に記載の装置。
9. ９．更に、ｄ）信号として、固定時間の逐次経過の間に、計数された電荷レベル を処理し、対象体の画像を構成するための基礎を供する手段を有する請求項８に 記載の装置。
10. １０．固定時間の逐次経過の間は、ほぼ１０秒乃至ほぼ１０分の範囲内である請 求項９に記載の装置。
11. １１．各ピクセル中の半導体材料は、３０を超える原子数を有することを特徴と する請求項１０に記載の装置。
12. １２．各ピクセル中の半導体材料は、不動態形態のＨｇＩ■、ＣｄＴｅ、植え込 まれたイオンを有するＨｇＣｄＴｅ、ＧａＡｓＰｂＳ及び純Ｇｅを含む材料の群 から選択される材料である請求項８に記載の装置。