JPH09178860A - 高度核医学システム - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】 検出器クリスタルに衝突する放射イベントに
より生じ、複数の検出器ユニットにより検出されるアナ
ログ電気パルス信号を収集する方法が提供される。 【解決手段】 画像は複数のイベントに基いて形成さ
れ、イベントはいくつかの検出器ユニットにより捕捉さ
れる。収集方法は、（ａ）線形性強化信号をアナログ信
号に付加し、（ｂ）アナログ信号をディジタル信号に変
換するステップを含み、ここで線形性強化信号がアナロ
グ信号パルスの長さに比べ、相対的に遅く変化する。代
替的に、或いは追加的に、（ｂ）アナログ信号をディジ
タル信号に変換する前に、分解能強化信号をアナログ信
号に付加しても良い。分解能強化信号はアナログ信号の
長さに比べ、相対的に速く変化する。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、核医学造影法(nuc
lear medicine imaging)の技術分野に関し、特にディジ
タル核医学装置(nuclear medicine system; 核医学診断
装置) に関する。

【０００２】

【従来の技術】図１は、患者５０４を画像化(image) す
るために使用される、総合化された公知技術による核医
学装置５５０のブロック図を示す。装置５５０は患者５
０４における放出核種(radio-nuclide; 放射核種) 濃度
(concentration) の画像を生成するために使用される。
患者５０４には、放射性薬剤(radio-pharmaceutical)が
注射される。放射性薬剤は、通常、患者５０４の解剖学
的構造部分における少なくとも濃度５０６を形成するも
のである。患者５０４は検査領域（図示しない）に配置
され、シンチレーション検出器クリスタル(crystal; 結
晶) ５００が、濃度５０６の放射性薬剤から放出される
ガンマ線を検出できるようにする。

【０００３】Ｘ線の画像化(imaging; イメージング) に
おいて、内部器官及び骨によるＸ線の減衰は、波現象と
して測定される。測定される波の振幅は、その経路にお
ける障害量を反映する。核医学装置による画像化におい
ては、放射性物質から放射されたガンマ線は粒子(parti
cle)現象として処理される。夫々の測定された光子(pho
ton;フォトン) は、夫々一つの放射イベント(radiation
event; 放射事象) に対応し、ある範囲からの放射イベ
ントの数は、その範囲における放射性物質の濃度を反映
する。しかし、イベントのエネルギーは、濃度５０６か
ら直接に届いたものか、或いは解剖学的構造の別の範囲
に起源をもち、散乱したものであるかを示す。

【０００４】そのため、核医学装置の構成については、
散乱したイベント（その起源は不明）から真の放射イベ
ントをフィルタすることに重点がおかれる。ガンマ線、
物質及び放射能からの放射線量(dosage)をできるだけ少
なくしたいとの要求との間の相互関係は弱いものである
ため、ガンマ線はフィルムに捉えられず、或いはＸ線Ｃ
Ｔ装置で使用されるような検出器では捉えられない。放
射性薬剤から放射されるガンマ線は、光の小文字量のフ
ラッシュを生じるよう、検出器クリスタル５００に作用
する。夫々の放射イベントは、検出器５００に一個の光
フラッシュを生じさせる。多数の光電子増倍管(photomu
ltiplier) ５０２のいくつかは、このフラッシュを検出
し、個々の光電子増倍管により感知される光の強度に応
じて電流を発生する。光電子増倍管５０２の寄与も加算
されて、イベントにおけるエネルギー量、従って、その
有効性が決定される。更に、イベントの位置が、光電子
増倍管５０２の夫々からの信号を分析することにより決
定される。

【０００５】夫々の光電子増倍管５０２はそれ自体の信
号処理回路をもっている。夫々の光電子増倍管５０２に
より生じた電流は、増幅器５０８により増幅され、整形
器(shaper)／遅延器５１２により遅延されると共に、整
形(shape) される。信号を整形する目的は、信号を圧縮
するためである。多くの核医学装置は、イベントによっ
てトリガされ、イベントによりブロックされる。従っ
て、あるイベントが登録されると、装置はこれを処理
し、最初のイベントが処理されている間は、それ以上の
イベントは登録されたり処理されたりすることはできな
い。圧縮により、イベントの時間範囲を短縮し、それに
より処理時間（積分(integration) ）が短縮され、最大
イベント速度が高くなる。

【０００６】典型的には、整形器／遅延器５１２は、放
射イベントが特定幅のエネルギーウインドウ内におさま
るエネルギー総量を持つ場合のみ、トリガされる。そう
でない場合には、測定されたイベントはおそらく望まし
くない散乱イベントであり、捨て去られることになる。
増幅器５０８の総ての出力は加算器(adder) ５１０によ
り加算される。加算器５１０により計算された合計は、
ゲートユニット５１４で使用され、合計に応じて整形器
／遅延器５１２を選択的にトリガする。合計が予め設定
された値の範囲にある時には、ゲートユニット５１４は
整形器／遅延器５１２をトリガして、放射イベントを処
理する。ここで、イベントの全エネルギーは粗く予め決
定されていることに注意されるべきである。遅延を利用
することにより、おおよそのエネルギーが予め設定され
た範囲ないの時にのみ、フルスケールの積分が開始す
る。

【０００７】積分器(integrator)５１６は、整形器／遅
延器５１２により生じる信号を積分し、ある特定の光電
子増倍管５０２による放射イベントと関係する全エネル
ギー量を見つけ出す。積分の重要な効果はノイズの減少
である。多くの測定装置のように、イベントが測定され
なかったとしても、寄生(parasitical) ＤＣレベルがあ
り、これは通常、基線(base-line) 電圧と呼ばれる。基
線電圧は、一般的には、積分の前に信号から減算(subtr
action) される。そうしなければ、積分された信号は、
基線からの大きな（知られていない）部分を含むからで
ある。このプロセスを基線回復(restoration) と呼ぶ。

【０００８】個々の検出器回路は単一のイベント処理ユ
ニット５１９と接続している。各回路を結合するために
シーケンサー(sequencer) ５１７が、総ての積分器５１
６からの結果をシーケンスし、これを直列でイベント処
理ユニット５１９に送る。

【０００９】典型的には、アナログ信号は積分後にディ
ジタル信号に変換される。核医学造影法に特徴的な短パ
ルス持続時間の場合、アナログ信号からディジタル信号
への変換には問題がある。特に、アナログディジタル変
換器は （ａ）比較的低い分解能(resolution)である （ｂ）応答がノンリニア(non-linear;非線形) である、
及び （ｃ）変換器相互の間で変化し、かつ単一の変換器でも
時間によって変化する応答曲線を有する。

【００１０】米国特許第 5,371,362号は、基線測定及び
修正(correction)装置を開示する．夫々の光電子増倍管
の出力信号はアナログディジタル（Ａ／Ｄ）変換器によ
りサンプリングされ、光電子増倍管相互の間の基線電圧
の値が決定される。決定された基線電圧は、サンプル信
号から減算されて、基線修正信号を生じる。この特許に
は、更に、スライドスケール(slide scale) 電圧を光電
子増倍管の出力信号に加えることが開示されている。ス
ライドスケール電圧は、サンプル信号の振幅に応動して
装置により生じる。スライドスケール電圧は光電子増倍
管からの信号に加えられ、その振幅がアナログディジタ
ル変換器のリニア(linear;線形) 範囲内にあるようにす
る。

【００１１】ＡＰＥＸ装置(APEX system) では、６４イ
ベント長であるサイクル時間を有するスライドスケール
信号が、積分前に、アナログ信号に加えられる。スライ
ドスケールはイベントに依存しており、従ってスライド
スケール信号は夫々イベントの期間中一定であり、イベ
ント相互の間では１レベル変わる。図２（Ａ）は光電子
増倍管５０２により生じたアナログ信号を示し、図２
（Ｂ）は記載したスライドスケール信号を示す。スライ
ドスケール信号のサイクルは僅かに６４イベント長であ
るから、スライドスケール信号の平均的な寄与は長い期
間（及び６４イベント）にわたってゼロである。

【００１２】再び図１に戻り、イベント処理は、検出器
ヘッド５００上の放射イベントのＸ−Ｙ位置を決定する
ことからスタートする。この決定のためには強い信号の
みが有効である。従ってセレクタ５１８は、ある閾値を
越えた積分結果のみを選択する。ノーマライザ５２０は
選択された結果を正規化(normalize) してその合計を一
定にし、位置計算器５２２は正規化された結果を用いて
アンガー算術(Anger arithmetic)して、検出器５００の
面における放射イベントの位置を計算する。

【００１３】アンガー算術のいくつかは、典型的には、
ウェイトをつけた(weighted;重みつき) 抵抗器の配列に
より行われる。これら抵抗器は直接に光電子増倍管５０
２と接続しており、光電子増倍管５０２からの信号のウ
ェイトをつけた合計を計算する。

【００１４】位置決定の後、放射イベントは、線形性(l
inearity; 直線性) 誤差(error) について、エネルギー
誤差について、可変(variable)感度誤差について、イベ
ント修正器５２４により修正される。線形性誤差はアン
ガー算術の位置計算における組織的な誤差である。感度
誤差は、位置依存感度を有する検出器５００により生じ
る。即ち検出器５００の総てが均一なイベント束を受け
取るとしても、検出器５００のいくつかの部分は当然に
他の部分より多数のイベントを検出するからである。エ
ネルギー誤差は、あるイベントにより生じる光、即ち光
電子増倍管５０２相互の間の空間を通過する光を検出し
ないことによって生じる。従って、同様のイベントが、
同様でないエネルギーレベルを持つものとして、装置５
５０に収集される。一般に、そのエネルギーレベルが位
置に依存する狭いウィンドウ内から逸脱するイベント
は、装置５５０により拒絶される。ある核医学装置で
は、イベントは、非イベントが拒絶された後ではじめて
修正される。

【００１５】画像を変換すること（例えば拡大するこ
と）を望む場合、二つの解決法がある。修正器５２４は
この変換をするよう構成されている。しかし、幾何学的
変換(geometric transformation)の総て（線形性修正そ
の他）は、通常一つのテーブルを用いた１ステップとし
て行われる。そのため、所望の変換が変わった場合、修
正器５２４における幾何学的変換テーブルは再計算しな
ければならず、これは時間がかかる。

【００１６】或いは、変換を最終画像について行うこと
もできる。しかし変換された画像の品質は、エイリアシ
ング作用(aliasing effect) のため、もとの画像の品質
よりも劣る。

【００１７】画像プロセッサ５２６による画像生成によ
り放射イベントの処理が完了し、完全な画像がディスプ
レイ５２８に表示される。

【００１８】米国特許第 5,345,082号は、エネルギーに
依存する線形性修正を開示する。いくつかのエネルギー
範囲の夫々について別々の線形性修正マップ(map) が記
憶されている。検出されたイベントの位置はこのイベン
トのエネルギーとマッチする線形性マップを用いて修正
される。

【００１９】米国特許第 5,276,615号は、光電子増倍管
の出力がアナログディジタル変換器により直接にサンプ
リングされる核医学装置についてのべている。明らかに
合計、積分及び位置決定は、サンプリングされた出力に
ついてディジタルで行われる。

【００２０】

【発明が解決しようとする課題】本発明の目的は、優れ
た画像品質を有する核医学装置を提供することである。

【課題を解決するための手段】本発明の好ましい実施態
様によれば、ディジタル核医学装置は、衝突する放射イ
ベントに応動してアナログ電気信号を生じる検出ユニッ
トを有する。このアナログ信号は、下記ステップの前に
ディジタル信号に変換される。 （ａ）信号を、イベントのエネルギー値を生じるように
積分する、または、（ｂ）複数の検出器がらのアナログ
信号を合計する。変換後、ディジタル信号は基線回復さ
れ、信号はイベントのエネルギー値を生じるように積分
される。

【００２１】一般に、信号のディジタル処理は、アナロ
グ信号の処理よりも早く、より安定しており、正確かつ
柔軟性がある。核医学装置は信号処理に重点があるた
め、ディジタル処理型装置のほうが有利である。しか
し、アナログ信号をディジタルに変換することは、信号
の分解能を劣化させ、ノイズを付加する。その結果、従
来の核医学装置は、アナログ回路を用いて少なくともい
くつかの処理が行われるまでアナログディジタル変換を
延期することにより、その画像品質を最適化していた。

【００２２】アナログからディジタルへの変換により分
解能が限定されるが、この分解能は入力信号を変化させ
ることにより向上させることができる。例えばもし２．
９の値を有する一定の信号を、１の分解能を有するアナ
ログディジタル変換器により変換すると、得られるディ
ジタル値は２であり、誤差は略５０％である。しかし、
もし１の振幅を有する周期信号がこのアナログ信号に加
えられると、得られるアナログ値は１．９と３．９の間
をサイクルする。もしこの新しい信号がサンプリングさ
れ数回変換されると、平均ディジタル信号は略２．９で
ある。

【００２３】本発明の好ましい第一実施態様では、分解
能強化(enhancement; 向上) 信号がアナログ信号をディ
ジタル信号に変換される前にアナログ信号に加えられ
る。好ましくは、分解能強化信号は、アナログディジタ
ル変換器の分解能より高い精度を有する時間変化サイク
ル、或いは単一のイベントの検出の間に数回サイクルす
る疑似ランダム信号である。より好ましくは、分解能強
化信号は、アナログディジタル変換の分解能のオーダー
の振幅を有する。好ましくは、ある積分時間の分解能強
化信号の合計はゼロである。従って、分解能強化信号は
ノイズを積分された信号に付加するものでなく、その結
果、積分前に修正される必要はない。ディジタル信号の
積分時間が一定でない場合に特に有用な、より好ましい
実施例では、分解能強化信号の付加は、基線回復の前
に、ディジタル信号から、分解能強化信号のディジタル
相当分を減算することにより修正される。

【００２４】分解能強化信号は、アナログディジタル変
換プロセスに同期することが好ましい。

【００２５】アナログディジタル変換器の第二の限界
は、その収集範囲にわたって均一なリニアでないことで
ある。このような不均一性は、変換器の応答をマップす
ることにより修正でき、また収集後に誤差のいくつかを
修正する。しかし、このような不均一性を修正するため
に変換器がマップされたとしても、変換器が代えられる
ならば、再度マップ処理をしなければならない。更にア
ナログディジタル変換器の線形性は時間につれ変化す
る。

【００２６】従って本発明の好ましい第二実施態様で
は、アナログ信号がディジタル信号に変換される前に、
線形性強化(enhancement) 信号がアナログ信号に付加さ
れる。線形性強化信号は、分解能強化信号に加えて、或
いはこれに代えて付加される。線形性強化信号はゆっく
りサイクルすることが好ましく、それにより、信号イベ
ントの積分時間の間の一定信号に近くなる。また、線形
性強化信号の振幅はアナログディジタル変換器の範囲の
略５％であることが好ましい。線形性強化信号の精度
は、アナログディジタル変換器の分解能より高いことが
好ましい。線形性強化信号のディジタル相当信号を、基
線回復前に、任意にディジタル信号から減算しても良
い。

【００２７】基線回復器(restorator)により回復された
基線を有するディジタル信号は、アナログディジタル変
換器により生成されたディジタル信号より精度が高いこ
とが理解されるべきである。また、線形性強化信号はゆ
っくり変化するため、基線回復器はこれをＤＣ信号とし
て処理し、その結果基線回復器は、特別の回路を有する
ことなく、また線形性強化信号を入力として受け入れる
ことなく、線形性強化信号に適合できる。

【００２８】複数の放射イベントに基ずく画像を生成す
るためには、以下のいくつかのステップが必要である。 （ａ）放射イベントの位置が決定される、（ｂ）イベン
トの位置決めにおける線形性誤差が修正される、（ｃ）
イベントのエネルギー決定のおける誤差が修正される、
（ｄ）イベント検出における誤差、例えば検出器の非均
一感度に基ずく誤差、が修正される、（ｅ）イベントの
位置決めにおける他の位置決め誤差、例えば機械的(mis
alignment)位置合わせ不良により生じる誤差が修正され
る、（ｆ）イベントの位置は、一般的な幾何学的変換、
例えばズームイン(zoomingin;拡大) を用いて変換され
る、（ｇ）イベントは画像面のある位置に割り当てられ
る。 一般的に（ｂ）、（ｅ）、（ｆ）が一つ以上行われる場
合、通常単一の変換マップを用いて行われる、或いは
（ｅ）（ｆ）は（ｇ）の後、画像面上で行われる。

【００２９】このような方法はいくつかの難点がある。
第一に、単一の変換マップを計算することは時間がかか
る。従って、（ｂ）、（ｅ）又は（ｆ）における修正か
或いは変換のいずれかが変化する場合には、再計算が終
了するまで核医学装置全体が停止する。なぜなら変換マ
ップは静態(static;スタティック) であり、画像面は時
間的ディメンジョンをもたないからである。第二に、も
し修正が画像マトリックスに適用される場合、結果は、
画像面の分解能と同じ程度の分解能の精度しかもたず、
これは臨床学的に６〜８ビットであり、通常１０ビット
を越えない。

【００３０】発明の好ましい実施態様によれば（ａ）〜
（ｆ）は、個々のイベントについて、別々の、独立した
ステップとして行われる。従って、画像面へのイベント
の割り当ては、望ましい変換及び修正の総てが適用され
た後で、行われる。その結果、夫々のイベントには相異
なる、一定でない、おそらくは時間をベースとする修正
及び変換が行われる。更に、（ａ）〜（ｅ）の精度は、
計算形の場合と同じ程度であり、画像面分解能に限定さ
れない。

【００３１】好ましい時間ベースの修正により、核医学
装置で処理中急速に劣化するある種の放射線薬剤により
生じる歪みが修正される。後の処理中に生じる放射イベ
ントには、この劣化を補償するため、より高いウェイト
(higher weight) がつけられる。

【００３２】別の好ましい一定でない修正は、機械的不
一致に対する修正である。典型的な断層撮影法(tomogra
phic) の核医学装置においては、検出器の組体は患者の
周囲を回転する。しかし、検出器組体は、その重量のた
めたわむ。また、組体の回転中心は必ずしも投影面中心
と一致するわけではない。本発明の好ましい実施態様に
よれば、カメラ検出器のたるみにより生じるイベントの
位置における誤差は、角度をベースとする幾何学的変換
を夫々イベントに適用することにより修正される。回転
中心も、第二の幾何学的変換をイベントに適用すること
により修正される。これらの修正は単一回の幾何学的変
換に組み合わせることができる。

【００３３】更に別の好ましい、一定でない修正は、直
線スキャニングについての速度修正であり、検出器が患
者身体に沿ってスキャンする場合である。本発明の好ま
しい態様では、速度変化は、夫々のイベントに位置依存
ウェイトを、その位置における検出器の速度に応じて付
与することにより修正される。

【００３４】好ましい幾何学的変換は、検出器及び画像
面領域の双方を最適に利用するために、ファンビーム(f
an beam)画像を平行ビーム画像に変換することである。
好ましい実施態様によれば、患者身体の小さい部分は、
ファンビームコリメータ(collimetor)を使用して画像化
される。しかし、放射イベントは、画像面に割り当てら
れる前に、平行ビームコリメータの使用をシミュレート
するように再配置される。従って、高い分解能ファンビ
ーム画像が、ファンビームコリメータによる典型的な歪
みなしに表示される。

【００３５】夫々のイベントはウェイトを付与されるた
め、いくつかの形の不規則性は、夫々のイベントのウェ
イトを変えることにより修正できる。感度修正は、本発
明の好ましい実施態様によれば、先ず、検出器の感度均
一性をマップすることにより、そして収集中夫々のイベ
ントに対して、検出器におけるイベントの位置に依存す
る（断片的な）ウェイトを付与することにより、達成さ
れる。

【００３６】放射イベントが核医学装置が扱いうるより
も早く生起するなら、そのイベントは失われる。本発明
の好ましい実施態様では、イベントカウンターが、実際
のイベント数をカウントする。患者のある部位からのイ
ベントの数が多いためイベントが失われる部位からのイ
ベントに対しては、より高いウェイトがつけられる。

【００３７】別の好ましい実施態様では、短いフレーム
中に生じるイベントは、長いフレーム時間に生じるイベ
ントよりも高いウェイトがつけられる。従って、異なる
フレーム時間をもつが同じ内容をもつ画像は、同様の輝
度を有する。

【００３８】

【発明の実施の形態】図３は、本発明の好ましい実施態
様による核医学装置６１の全体的な説明図である。装置
６１は、一般的に、検出領域４４、検出器クリスタル４
１及び複数の光電子増倍（ＰＭ）管１４を有する。ガン
マ線源４０が検査領域４４に配置されると、放射イベン
トにより生じるガンマ線は、検出器４１と相互作用して
弱いシンチレーションを生じる。これらのシンチレーシ
ョンはＰＭ管１４により増幅され、ＰＭ管１４はまたシ
ンチレーションを、作用ガンマ線エネルギーと関係する
振幅を有する電気エネルギーに変換する。ＰＭ管１４の
夫々は、以下に詳しく記載する検出器回路３４と接続し
ている。回路３４からの出力はプロセッサ６０に送ら
れ、プロセッサはＰＭ管１４で生じた信号から夫々放射
イベントの位置を決定し、これらイベントを結合して画
像を生成する。生じた画像はディスプレイ９２に表示さ
れる。装置６１は、一般的には、制御用及びタイミング
用信号を生じるコントローラ１００により制御される。

【００３９】核医学画像収集の典型的なプロセスでは、
患者４０は放射性薬剤を注射されるか投与され、検査領
域４４に配置される。放射性薬剤は患者４０の体内組織
に選択的に吸収される。吸収量は、組織で生じる新陳代
謝に依存する。放射性薬剤の崩壊(decay) によって多数
の放射イベントが生じ、イベントは検出器４１により検
出される。夫々検出されたイベントにより検出器４１に
生じる光のフラッシュは、少なくとも一個、通常は複数
個のＰＭ管１４により収集され、増幅される。イベント
に応動してＰＭ管１４により生じる信号はパルス信号と
呼ばれる。パルスの整数部分は、ＰＭ管１４により検出
されるエネルギーに相当する。検出器４１は画像化され
る患者の部位周囲を回転しても良く、それにより断層撮
影画像((tomographical image)が生成される。

【００４０】図４は、本発明の好ましい実施態様による
検出器回路３４のブロック図である。夫々ＰＭ管１４の
ゲインはゲインコントローラ１２により制御される。な
ぜなら夫々のＰＭ管１４は、一般的には、異なるファク
ターによる入射光を増幅するからである。ゲインコント
ローラ１２は、好ましくは、コントローラ１００により
制御され、ＰＭ管１４の増幅による既知の偏りを補償す
る。パルス信号は、プレ増幅器１６により更に増幅され
ることが好ましい。プレ増幅器１６は、好ましくはノイ
ズを減じるため僅かの平滑化を行う。一般的にはプレ増
幅器１６は５〜８ＭＨｚの帯域を有する。平滑化された
パルス信号はＡ／Ｄ変換器２０によりディジタル化され
る。Ａ／Ｄ変換器２０は夫々の放射イベント中の間にい
くつかのデータサンプルを収集し、それによりパルス信
号がディジタルデータから再生できることに注意される
べきである。好ましくは、Ａ／Ｄ変換器２０は２０ＭＨ
ｚの割合でサンプリングする。Ａ／Ｄ変換器２０の分解
能は好ましくは少なくとも８ビットであり、より好まし
くは１０ビットか或いはそれ以上である。

【００４１】Ａ／Ｄ変換器２０の分解能が限定されてい
る場合、画像品質に著しい影響を与える。本発明の好ま
しい実施態様においては、分解能強化信号が加算器１８
を用いてアナログ信号に付加される。図２（Ａ）は放射
イベントに応動して、ＰＭ管１４により生じる一連のア
ナログ信号を示す。図２（Ｃ）は、図２（Ａ）と同じ時
間スケールで、好ましい分解能強化信号を示す。

【００４２】分解能強化信号の効果は、一定信号の収集
の例により、より良く説明される。例えばＡ／Ｄ変換器
２０の１ビットステップは８ミリボルトと同等である。
１５ミリボルトの一定信号がディジタル化されると、こ
のディジタル信号は、真の対応ディジタル値が１．８７
５であっても、値１を有する。なぜなら信号の”全体”
部分のみがディジタル化されるからである。この一定信
号が、８ミリボルト（１ビット）の振幅の周期信号によ
り、ディザ処理(dither)されると、得られるアナログ信
号は７乃至２３ミリボルトである。その結果ディジタル
信号は１又は２である。ディザ処理された信号(dithere
d signal) が無限回数ディジタル化されると平均ディジ
タル信号は１．３７５に近似する。なぜなら７／１６の
場合、信号電圧は１６ミリボルト以上であり、９／１６
の場合に８乃至１６ミリボルトであるからである。０．
５（半ビット）がこの平均ディジタル信号に付加され、
Ａ／Ｄ変換の丸め誤差(rounding error)となるよう、即
ち８乃至１５ミリボルトにおける総ての値は、その平均
値が１．５であっても、１としてディジタル化されるよ
うにする。

【００４３】かくして平均的な収集された値は、１．８
７５である。一般的に信号が有限回であるＮ回ディジタ
ル化された場合、もし夫々のディジタル化がディザ処理
のための周期信号(dithering periodic signal) 信号の
異なる相で行われたとすると、ディジタル化の付加的な
分解能 はｌｏｇ（Ｎ）である。

【００４４】本発明の好ましい実施態様においては、デ
ィザ処理のための周期信号のサイクルは、略８００ｎｓ
であるパルス信号中、略２回である。

【００４５】好ましくはこのパルス信号は、ディジタル
化クロックと同期するようにして、夫々のディジタル化
が周期信号の異なる相であるようにする。例えば分解能
の二つの付加ビットが好ましい場合、ディジタル化周波
数は、周期信号周波数の４倍に設定される。ディジタル
化のタイミングは、周期信号の各サイクル内で夫々のデ
ィジタル化が周期信号の異なる相であるように、設定さ
れる。このタイミングは連続する信号サイクルにおいて
繰り返される。或いはより少なく繰り返されるタイミン
グ設定が採用されても良い。

【００４６】分解能強化作用は、とくに分解能強化信号
がパルス信号に比べ低い場合には、パルス信号について
得られないかもしれない。例えば分解能強化信号が一回
のみのサイクルであり、一つのイベントに二つのＡ／Ｄ
サンプルがある場合、最初のサンプルは１．９から２．
１に（即ち１から２に）減じる。従って、検出された全
エネルギーは、２＋（０．５）＋１＋（０．５）＝４．
０であり、未修正の値である１＋（０．５）＋１＋
（０．５）＝３と比較し、また修正された値である１．
９＋１．３＝３．２と比較すると、明らかに正確性に欠
ける。

【００４７】しかし、単一のディジタル化サンプルの精
度が明らかに劣っているとしても、多数のディジタル化
パルス信号については、より高い測定精度を生む効果が
ある。ここで、上述のディジタル化度と関係して周期に
ついて信号の周波数が高い時には、単一のパルス信号の
ディジタル化精度も高いことに注意されるべきである。

【００４８】周期信号も積分と同期させることが好まし
い。例えばパルス信号の積分時間は分解能強化信号の期
間の整数倍であり、積分値に対する周期信号の寄与合計
がゼロであるようにする。しかし可変積分時間が採用さ
れるならば、サンプル点におけるディザ信号(dither si
gnal) のディジタル値は、以下に述べるようにディジタ
ル化信号から減算されることが好ましい。このような周
期波形の有用な具体例は鋸歯状波である。

【００４９】アナログディジタル変換後の計算の総ては
ディジタルであるから、ディザ信号の減算は基線回復前
に、夫々の信号を修正することにより生じさせることが
でき、或いはサンプル点で積分値からディザ信号の合計
を減算することにより生じさせることもできる。好まし
くは、サンプル点におけるディザ信号値は既知であり、
収集する必要がないことが好ましい。なぜならディザ信
号はディジタル化と同期するからである。補足的に或い
はこれに変わって、ディザ信号はコントローラ１００に
より制御される。

【００５０】本発明の好ましい実施態様では、ディザ処
理のための信号(dithering signal)はディジタルスライ
ドスケール源により生成される。ディジタルスライドス
ケール源１００の制御及びタイミング信号はコントロー
ラ１００により生成される。ディザ処理のための信号の
振幅は、Ａ／Ｄ変換器２０の分解能ステップと少なくと
も同じ高さであることが好ましい。ディザ処理のための
信号の正確さは、所望の補足分解能よりも高いものであ
ることが好ましい。

【００５１】Ａ／Ｄ変換器は、その全ダイナミックレン
ジについて通常直線的な応答をしない。更にＡ／Ｄ変換
器の線形性は、とくに変換器が代えられる時には、時間
とともに変化する。あるＡ／Ｄ変換器はこれらの非線形
性を修正するために線形性マップを使用する。しかし線
形性マップはディジタル信号の精度を低下させる。ま
た、マップは、特にＡ／Ｄ変換器が代えられる時には定
期的に更新する必要がある。

【００５２】図２（Ｄ）は、ディジタル化の前にアナロ
グ信号に付加される線形性強化信号（スケールでない）
を示す。この線形性強化信号は好ましくは分解能強化信
号よりもはるかに低い周波数、特に６０〜１００Ｈｚを
有する。線形性強化信号の振幅はＡ／Ｄ変換器２０の全
範囲の好ましくは約５％である。従って夫々の放射イベ
ント応答は、Ａ／Ｄ変換器２０のダイナミックレンジと
僅かに異なる範囲でディジタル化され非線形性が平均化
される。線形性強化信号は、放射イベント応答の期間に
比較するときわめてゆっくりと変化するから、残りの検
出器回路３４によりＤＣ信号として認識される。

【００５３】本発明の好ましい実施態様によれば、線形
性強化信号はディジタルスライドスケール源１１により
生じ、加算器１８によりアナログ信号に付加される。夫
々のディジタルスライドスケール源１１の制御及びタイ
ミング信号は、好ましくはコントローラ１００により生
成される。

【００５４】好ましくは、夫々の検出器回路３４はそれ
自身のディジタルスライドスケール源１１を有し、これ
らスライドスケール源は、相異なる検出器回路の間では
同期しない。好ましくは、夫々検出器回路３４もまた、
それら自身の非同期ディジタルスライドスケール源１０
を有する。本発明の実施例では、一方の、或いは双方の
タイプの強化信号を採用して良い。

【００５５】本発明の更に別の実施態様では、分解能強
化信号及び／又は線形性強化信号のディジタル値が、デ
ィジタル信号から減算され、ディジタル信号中のノイズ
レベルを低下させる。しかしこの減算は典型的には必要
でない。なぜなら、以下に記すように、信号の基線は、
放射イベントが検出されない時に測定されるため、測定
基線の精度もまた、分解能強化信号により上昇するから
である。線形性強化信号は、一般的には、測定された基
線の正確さに対して加えられるのではない。

【００５６】なぜなら、これは定数を真の基線に加える
からである。この定数は、変換器２０の分解能より低い
振幅をもっていても良く、従って未知である。しかし基
線信号が絶えず更新されているため、ゆっくりと変わる
線形性強化信号は真の基線の一部のような挙動をする。
従って基線算定の正確性は、分解能強化信号及び線形性
強化信号により増すことが理解されるべきである。

【００５７】典型的な核医学装置では、一度に処理でき
るのは単一の放射イベントのみである。従って放射イベ
ントの処理時間を短縮することが有利である。しかし生
じる画像の品質は、ＰＭ管の信号(PM signal) の積分時
間に直接的に比例する。従って整形器−遅延器２４が、
ディジタル信号を、サンプリングされた後、再度処理し
て、同等なエネルギーを有する新しいディジタル信号を
つくる際には、より短い時間で行う。実際には信号は圧
縮される。好ましくは、整形器−遅延器２４はコントロ
ーラ１００により制御できるようにして整形パルスが計
数的に調整できるようにする。従って、パルスは、イベ
ント速度の関数として異なった形に整形することも任意
である。アナログの整形器−遅延器は、従来知られてい
るが、本発明では、整形／遅延させるためのディジタル
フィルタを使用することが好ましいことが理解されるべ
きである。

【００５８】ディジタル信号を積分して、個々のＰＭ管
１４により検出される全エネルギーを決定する前に、信
号の基線成分を減算することが重要である。この基線
は、一般的に、イベント（或いは散乱イベント）が生じ
ない、即ちパルス信号の間に検出されるＤＣ信号に等し
い。さもなければ、積分された信号の相当の割合が基線
（ノイズ）成分となり、パルス成分でないからである。
基線回復器２６は、ディジタル信号から基線成分を除去
するために使用される。基線回復器２６が、コントロー
ラ１００殻の入力を使用することも任意であり、それに
より分解能強化信号及び線形性強化信号のディジタル値
を決定し、これらもディジタル信号から減算されるよう
にしても良い。一般的にこれらの信号は、上述の場合の
ほか、減算される必要はない。しかし、これらの値を減
算することにより、積分の正確性が僅かにたかくなるこ
とがわかった。

【００５９】基線回復器２６は、実行平均スキーム(sch
eme)を使用し、基線を連続的に更新する。即ち、次の式
で表される。 B(t)＝(1/m) ×((m-1)×B(t-dt) ＋Signal(t)) ここで、B(t)は時間 t における基線、dtはサンプリン
グ時間、Signal(t) 時間 t における回復器２６への入
力である。サンプル数であるm は、２５６であることが
好ましい。或いは動くウインドウスキームを用いても良
く、この場合、B(t)＝B(t-dt) ＋(1/n) ×(Signal(t)-S
ignal(t-n ×dt))であり、ここで、nはウィンドウのサ
イズである。

【００６０】ゲート回路３２は放射イベントが生じない
時を決定する。放射イベント応答が生じないときに得ら
れるディジタル信号は、ウィンドウにとりこまれ、放射
イベントが進行中の間に得られる信号の基線を算定す
る。

【００６１】積分器２８は、ゲート回路３２により活性
化され、放射イベント応答の間に得られたディジタル信
号（の合計）を積分する。放射イベントが終わると（こ
の場合もゲート回路３２により決定される）、積分され
た信号は、ＰＭ管１４により検出された放射イベントか
らのエネルギー全量を表す。

【００６２】ゲート回路３２は、ランダムノイズ信号及
び散乱放射イベントからの放射イベントに対する応答で
ある信号を、微分するために使用される。典型的には、
総てのＰＭ管１４からの検出信号の合計が特定のエネル
ギーウインドウの範囲外であれば、その信号は使用不能
として破棄される。或いは、次のフィルタステップまで
有効なイベントとして処理される。合計は、ＰＭ管１４
の総てからのパルス信号を加え、生じるメタパルスを平
滑化信号、エネルギーウィンドウと比較されるピーク値
を探すことにより決定される。エネルギーウィンドウに
お範囲は、コントローラ１００により、装置のノイズレ
ベル、放射性薬剤、カウント率に応答して制御されるこ
とが好ましい。

【００６３】図６は完全なゲート装置の好ましい態様を
示し、これはＰＭ管１４の総てからのエネルギー読取値
を合計する加算器４０を含む。広いウィンドウリジェク
タ(wide winndow rejector) ４０は合計値（これは連続
信号である）を平滑化し、エネルギー合計がウィンドウ
内のピークであるかどうかを決定する。ピークがウィン
ドウ内にあれば、リジェクタ４２は、活性化信号をゲー
ト回路３２に送り、回路３２は積分及び整形が開始する
ように同期し、それにより積分及び整形がパルス信号の
始まりと共に開始し、終わりと共に終了する。パルス信
号は整形器／遅延器２４の遅延部分により遅延すること
に注意されるべきである。加算器４０はアナログ信号を
合計することが好ましい。なぜならアナログ加算はディ
ジタル加算よりも、一般的には、より正確であるからで
ある。合計値は、後の使用のためにＡ／Ｄ変換器４４に
よりディジタル化される。或いはアナログ信号は合計さ
れる前に、或いは広いウィンドウリジェクタ４２に渡さ
れる前に上述の分解能強化信号及び／又は線形性強化信
号を用いて、ディジタル化されても良い。

【００６４】理想的な装置では、積分された信号はＰＭ
管１４の中心からの放射イベントの距離と直線的な関係
を有する。しかし実際の核医学装置では、この関係は歪
められる。歪められる主要な原因は、ＰＭ管１４が、そ
の中心ではその端部近くよりも、より感度が高いからで
ある。他の原因は、検出器クリスタル４１とＰＭ管１４
との間の屈折率の差、検出器４１における位置に依存す
る変化などである。

【００６５】再び図４に戻り、本発明の好ましい実施態
様では、ＰＭ管１４の空間応答は、モデラ(modeller)
２９によりモデル化され、歪みを修正する。積分された
信号は、ＰＭ管１４が最適であれば収集されたであろう
値を反映するよう、修正される。好ましくは、ＰＭ管１
４の総ては、単一の指数（測定）モデル、通常は一次元
のルックアップテーブルを用いて、モデル化される。或
いは、ルックアップテーブルに代えて数学関数が使用さ
れる。或いは修正モデルは二次元であっても良い。これ
に加えて、或いは夫々のＰＭ管１４が互いに異なるカス
タム化されたモデルを有しても良い。

【００６６】好ましくはＰＭ管のモデル化は、測定ＰＭ
Ｃ（ｘ，ｙ）を理想値ＰＭＣ（０，０）、（ここでＰＭ
Ｃ（ｘ，ｙ）は、位置（ｘ，ｙ）で生じるイベントに対
するＰＭ管の応答である）に対して比較することによ
り、検出器回路３４で行われる。ルックアップテーブル
は、ＰＭ管の中心からのイベントの距離と二つの隣接す
るＰＭ管の間の距離との比率であるｄ／ＤをＰＭＣ
（ｘ，ｙ）とＰＭＣ（０，０）の間の差にもとずいて決
定するために使用される。ｄ／Ｄが一旦知られると、こ
のパルス信号及び他の総てのパルス信号のエネルギーは
上記のように修正することができる。イベントの測定さ
れたエネルギー全量は、その前に、加算器４０により決
定されることが理解されるべきである。

【００６７】６ＨＲ装置における未修正ＰＭ管の歪みの
不都合な効果の例としては、未修正フラッドコントラス
ト比が２．０にまで達することが挙げられる。

【００６８】光増倍管の応答をモデル化することによる
プロセスにおけるこの点の個別のＰＭ管１４のエネルギ
ーを修正することにより、アンガー算術を用いた位置決
定上の非線形性が大幅に減じる。或いは、エネルギー
は、プロセッサ６０により、パルス信号が受け入れられ
るとすぐ修正される。

【００６９】パルス信号が積分され、任意に歪みが修正
されると、信号は直線的にプロセッサ６０に、単一の放
射イベント応答成分（メタパルス信号）として、送られ
る。シーケンサー３０は、検出器回路３４からプロセッ
サ６０への信号と同期し、シーケンスする。

【００７０】図５は、プロセッサ６０の単純化したブロ
ック図であり、プロセッサは、検出された放射イベント
に基いて核医学画像を生成する。画像はイベントにより
生成されるため、プロセッサ６０により行われる第一ス
テップは、検出器クリスタル４１における放射イベント
の位置を決定することである。好ましい位置決定法はア
ンガー算術と呼ばれ、米国特許第 3,011,057号に記載さ
れている。しかし他の位置決定法も良く知られており、
例えば米国特許第 5,285,072号に記載の方法も、本発明
の実施のために有用である。

【００７１】アンガー算術を用いてノイズを減少させ高
い精度を得るためには、比較的強いＰＭ管の信号のみが
使用される。セレクタ６２はある閾値よりも大きいＰＭ
管の信号のみをセレクトする。好ましくは、閾値の高さ
は、全エネルギー（加算器からの信号全部の合計）に応
動してコントローラ１００により、制御される。

【００７２】アンガー算術の一部として、セレクトされ
た信号は、ノーマライザ６８により、ＰＭ管の総てから
生成する信号合計に正規化される。位置決め器(positio
ner)８０は、アンガー算術を用いてセレクトされた信号
により、検出器４１における放射イベントの位置を計算
する。

【００７３】イベントの位置はかくして決定される。し
かし、イベントのエネルギーがエネルギーウィンドウの
外側にあるならば、そのイベントは誤差であり破棄と決
定される。同様のイベントであっても、装置の歪みによ
り、異なる収集エネルギーを持つかもしれない。従って
エネルギー修正器７０はウィンドウ化前に、収集イベン
トのエネルギーについてこれらの歪みを修正する。或い
はウィンドウは、イベント位置の関数として、変えても
良い。

【００７４】エネルギー歪みの原因は、（ａ）ＰＭ管に
関係する非線形性、これは、ＰＭ管のモデル化により先
のステップで少なくとも部分的に修正される、（ｂ）隣
接するＰＭ管１４相互の間の空間、これはイベントエネ
ルギーのいくつかを検出せず逃散させる、（ｃ）ＰＭ管
１４及び検出器クリスタル４１における局部的不完全さ
せる、（ｄ）検出器クリスタル４１端部近くのイベン
ト、この場合イベントエネルギーのいくつかが検出され
ずに逃散する。

【００７５】エネルギー歪みの修正は、通常、装置を較
正(calibrate) し、ルックアップテーブルに蓄積してい
る較正(calibration; キャリブレーション) データを決
定することにより、達成される。修正するときには、正
確なエネルギー値が、テーブル値相互の間に内挿(inter
polate) することにより決定される。好ましくは、放射
イベントのエネルギー範囲に依存して、異なったルック
アップテーブルが使用される。

【００７６】アンガー算術においては、ＰＭ管のレベル
でイベントエネルギー決定における誤差は、イベントの
位置決めにおける誤差に翻訳される。かくして、エネル
ギー修正及びウィンドウ化の後、線形性修正器７２が、
放射イベントの位置における誤差を修正する。好ましく
は線形性誤差をマップする構成(configuration) マップ
を使用して、リアルタイムにおけるイベント位置が修正
される。好ましくは、マップデータの間に挿入するた
め、空間的Ｂ−スプライン近似化(spatial B-spline ap
proximation)等の連続近似化法が使用される。放射イベ
ントのエネルギー範囲に依存して、異なる線形性修正マ
ップを使用しても良い。

【００７７】検出器クリスタル４１の相異なる位置では
相互にガンマ放射線に対する感度が異なるため、より感
度の低い領域で生じるイベントは、より感度の高い領域
で生じるイベントよりも高い濃度の放出核種を表す。感
度修正器７４は、各イベントにウェイトを割り当てるこ
とによりこのロジックを応用する。より感度の低い、よ
り蓋然性の低い領域で検出されるイベントには高いウェ
イトがつけられ、一方低いウェイトが、より感度の高
い、より蓋然性の低い領域で検出されるイベントにつけ
られる。注射された放射性薬剤の崩壊は、各イベントに
つけられたウェイトを変えることにより修正されること
が好ましい。

【００７８】エネルギー修正器７０、線形性修正器７２
及び感度修正器７４は、上述以外の順序で、但しアルゴ
リズムを適切に改変して、使用しても良い。

【００７９】修正後、イベントは画像面に投射できる状
態となる。幾何学的変換器(geometric transformer) ７
６はイベントに三種の変換を適用する。第一に、以下に
述べるように、補足的な幾何学的歪みが修正される。第
二は、例えばズーミング、回転などの静態変換が行われ
る。第三に、検出器４１が患者４０に対して相対的に動
くとすれば（即ち検出器４１が患者４０周囲を回転する
と）、イベントは、画像面の、その本来の、時間に依存
する位置に変換される。夫々の変換されたイベントは、
画像面の位置に結合されると、個々のイベントの特性は
失われる。ここで、画像面が三次元或いはそれ以上の次
元を有しても良いことが理解されるべきである。

【００８０】フレームビルダー(frame builder) ７８
は、画像面中に結合されたイベントを核医学画像に変換
する。三次元画像が得られると、フレームビルダー７８
が、画像面の結合データから断層撮影画像が生成され
る。フレームビルダー７８によりつくられたフレームは
ディスプレイ９２に表示される（図３）。

【００８１】本発明の好ましい実施態様によれば、エネ
ルギー修正器７０により行われる修正は、イベント毎に
行われ、それにより個々のイベントにはイベントベース
で変換及び／又は修正が行われる。ある従来装置では、
幾何学的変換は、単一の計算ステップによる単一の静態
変換と組み合わされていた。イベント毎に変換を行う方
法には、いくつかの利点がある。即ち、（ａ）固定少数
点マトリックス位置の場合より浮動小数点(floating po
int)のイベント位置を変換する方がより正確である、
（ｂ）夫々のイベントは、その正確な特性に基いて個別
化された変換がお行われる、及び（ｃ）ズームファクタ
の変更などの作動係数の変更は、従来装置の場合のよう
に幾何学的変換の総ての再計算や修正をする必要がな
い。

【００８２】好ましい実施態様によれば、修正は以下の
態様で行われる。 （ａ）位置決めシステムが、イベントの位置に関する１
４ビット固定値を出力する、（ｂ）この１４ビット値
は、６ランダムＬＳＢ（最下位ビット）を加えることに
より、２０ビット値に変換される、（ｃ）粗い線形性修
正マップの四つのグリッド点(gridpoint) を検索するた
めに使用される。ここで個々のグリッド点は２４ビット
浮動小数点値を有する、（ｄ）イベント位置は、四つの
グリッド点の２直線(bi-linear) 内挿法を使用して修正
され、２４ビット浮動小数点値が生じる、及び、（ｅ）
変換などが、生じた浮動小数点イベント位置に適用され
る。

【００８３】本発明の別の好ましい実施態様において
は、コンプトン(Compton) 散乱アーチファクトがリアル
タイム中に減少する。コンプトン散乱アーチファクト減
少の好ましい方法は、米国特許第 5,293,195号に記載さ
れている。コンプトン散乱アーチファクトを減少させる
ため、個々のイベントが、計算されたウェイトを有する
画像面に加えられる。このイベント位置を囲むピクセル
も、種々ウェイトと共に増分する。コンプトンアーチフ
ァクトの減少は、コンプトンリムーバ(remover)７７を
用いて行われることが好ましい。

【００８４】ここで、上述の総ての修正及び変換は、操
作者或いは他の情報源からの入力に応動して変更するこ
とが可能であることが理解されるべきである。例えば、
フレーム取得時間が他のフレーム取得時間よりも短いこ
とがわかった場合には、短いフレームのイベントには、
高いウェイトがつけられる。

【００８５】本発明の好ましい別の実施態様では、イベ
ントカウンターを使用して、実際のイベントの近似数を
カウントする。カウント速度の制約により放射イベント
より少ない数が装置６１により処理されると、処理され
るイベントのウェイトを増加させて補償する。

【００８６】別の好ましい態様では、ファンビームコリ
メータを使用して、個々のイベントに幾何学的変換を行
うことにより、平行ビーム画像がシミュレートされる。
平行ビームシミュレートは、小さな器官の画像を得るた
めにファンビームコリメータが使用される場合、有用で
ある。しかし、画像面をより効率的に使用する、歪みの
ない画像を得ることは望ましいことである。上記のよう
に、画像面は、もっとも良く利用するには空間的分解能
に制約があり、興味範囲は画像面にできるだけ多く満た
されなければならない。このシミュレーシヨンを実施す
るために、ファンビームコリメータを使用して器官が画
像化される。夫々のイベントは幾何学的変換器７８によ
り変換され、ファンビームコリメータにより生じる歪み
を修正する。ここでこの変換は、イベントの断層撮影法
の処理の前に、フレームビルダー７８中で行われること
が理解されるべきである。

【００８７】別の好ましい実施態様では、種々の機械的
位置合わせ不良がリアルタイムで修正される。

【００８８】ある画像化手順では、検出器４１は患者４
０の軸線を中心として移動する。この移動速度が一定で
ない場合、早くスキャンされる患者４０の部分は、より
ゆっくりとスキャンされる部分よりも、イベントの数が
少なく現れる。好ましい実施態様では、個々のイベント
には、スキャニングの実際の速度に依存してウェイトが
つけられ、早いスキャニングの場合には低いウェイトが
付与される。

【００８９】図７は、別のタイプの機械的位置合わせ不
良を示す。患者４０の身体に沿ってＹ軸が設けられ、こ
れをＸ−Ｚ面は交差(bisect)する。核カメラ６４２が患
者の周囲を回転して、断層画像を形成するイベントを捕
捉する。第一の位置合わせ不良はＹ軸回転方向への位置
合わせ不良である。カメラ６４２の重量のため、回転の
実際の中心６０２は、回転の構成中心６００と異なる。
また、カメラ６４２は、回転角度の関数として、回転中
心の方向か又はこれから離れる方向にたるむ。この位置
合わせ不良は、好ましい実施態様によれば、角度に依存
する幾何学的変換を個々のイベントに適用し、Ｘ−Ｚ面
に移動するようにして修正する。この変換は幾何学的変
換器７６により行われる。

【００９０】第二の位置合わせ不良は軸方向の視野線(l
ine of signth)の位置合わせ不良である。上述のよう
に、カメラ６４２はその重量により下方にたるむ。カメ
ラ６４２が患者４０の上にある場合、下方にたるみ、核
医学カメラ６４４が患者の下にある場合、患者から離れ
る方向にたるむ。カメラは、カメラの視野角度を変化さ
せるように曲がる長いビームに取り付けられているた
め、カメラの視野線は、たるみ量が変化するにつれ、患
者４０のＹ軸に沿って移動する。好ましい実施態様で
は、この位置合わせ不良は、角度に依存する幾何学的変
換を各イベントに適用し、Ｙ軸に沿うよう移動させるこ
とにより、修正される。

【００９１】機械的位置合わせ不良は、一般的には、構
成データ、機械的位置からのフィードバック、アクセラ
レーションセンサ(acceleration sensor) の速度によ
り、或いは収集したデータを処理して、ある種の不一致
に対応するフーリエ周波数ピークや相関法を見つけるこ
とにより検出される。例えばＹ軸回転位置合わせ不良
（上述の）は、それ自体、位置合わせ不良の程度に対応
するフーリエ周波数ピークを証明する。

【００９２】本発明の別の好ましい実施態様によれば、
イベントに適用される幾何学的変換は、測定された生物
学的リズム、例えば胃の収縮、呼吸或いは心臓の鼓動に
依存する。

【００９３】上述修正の総ては、イベント毎のベースで
リアルタイムでなされることが好ましい。リアルタイム
の個別イベントの計算により、総てのイベントがオフラ
イン処理のために蓄積される場合に、必要なデータ蓄積
なしに、高い精度が得られる。

【００９４】ルックアップテーブルと数学式とが、時に
は関数に関して、交換されうることが機械されるべきで
ある。しかし数学関数は、本来的に、ルックアップテー
ブルよりも正確であり、より遅く、較正をし直す(recal
ibrate) ことはできない。

【００９５】また、プロセッサ６０は、記載したディジ
タルフロントエンドのみならずアナログフロントエンド
(front end) と共に使用できることが理解されるべきで
ある。

【００９６】当業者には、本発明は、これまでの説明に
より限定されるものではなく、請求の範囲により限定さ
れるものであることが理解されよう。

【図面の簡単な説明】

【図１】従来技術による核医学装置のブロック図であ
る。

【図２】（Ａ）は一連の放射イベントに対する光電子増
倍管の応答を示すグラフであり、（Ｂ）は光電子増倍管
の応答に付加される従来技術による波形であり、（Ｃ）
及び（Ｄ）は本発明の種々の好ましい実施態様による光
電子増倍管の応答に付加される種々の波形のグラフであ
る。

【図３】本発明の好ましい実施態様による核医学造影装
置(nuclear medicine imagingsystem) の全体的なブロ
ック図である。

【図４】図３に示す装置の検出器回路の詳細なブロック
図である。

【図５】図３に示す装置のプロセッサの詳細なブロック
図である。

【図６】図４に示す装置のゲート回路の詳細なブロック
図である。

【図７】患者を画像化する検出器クリスタルのたるみ効
果を示す図である。

【符号の説明】

１４ 光電子増倍管 ３４ 検出器回路 ４０ 患者 ６０ プロセッサ ９２ ディスプレイ １００ コントロ
ーラ

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 アレックス フィッシャー イスラエル国 ハイファ、 シェカマ 10 (72)発明者 ドブ マオル イスラエル国 ハイファ、 レア ゴール ドベルグ 18 (72)発明者 アレックス シルバークラング イスラエル国 ハイファ、 ラスコヴ 18

Claims (34)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 多数の検出器ユニットに衝突する放射イ
   ベントにより生じ、いくつかの検出器ユニットにより検
   出されるアナログ電気パルス信号を収集する方法であっ
   て、画像が多数のイベントに基いて形成され、イベント
   はいくつかの検出器ユニットにより捕捉される方法にお
   いて、前記収集方法が、 線形性強化信号をアナログ信号に付加し、 アナログ信号をディジタル信号に変換するステップを含
   み、 ここで線形性強化信号がアナログ信号のパルスの長さに
   比べ、相対的に遅く変化することを特徴とする方法。
2. 【請求項２】 検出器クリスタルに衝突する放射イベン
   トにより生じ、複数の検出器ユニットにより検出される
   アナログ電気パルス信号を収集する方法であって、画像
   が多数のイベントに基いて形成され、イベントがいくつ
   かの検出器ユニットにより捕捉される方法において、前
   記収集方法が、 分解能強化信号をアナログ信号に付加し、 アナログ信号をディジタル信号に変換するステップを含
   み、 ここで分解能強化信号がアナログ信号のパルスの長さに
   比べ、相対的に速く変化することを特徴とする方法。
3. 【請求項３】 前記線形性強化信号をアナログ信号に付
   加するステップを含み、ここで線形性強化信号が前記パ
   ルスの長さに比べ、相対的に遅く変化する請求項２記載
   の方法。
4. 【請求項４】 更に、アナログ信号からディジタル信号
   へ変換時に、ディジタル信号から線形性強化信号の値に
   相当する値をディジタル的に減算する請求項１または３
   記載の方法。
5. 【請求項５】 前記分解能強化信号がアナログディジタ
   ル変換器に同期している請求項２または３記載の方法。
6. 【請求項６】 前記分解能強化信号が積分サイクルに同
   期している請求項２または５記載の方法。
7. 【請求項７】 前記分解能強化信号の寄与の合計が、一
   回の積分時間にわたる既知の値である請求項６記載の方
   法。
8. 【請求項８】 前記値がゼロである請求項７記載の方
   法。
9. 【請求項９】 更に、アナログ信号からディジタル信号
   へ変換時に、ディジタル信号から分解能強化信号の値に
   相当する値をディジタル的に減算する請求項２〜８のい
   ずれか記載の方法。
10. 【請求項１０】 収集した放射イベントを修正し変換す
    る方法であって、 （ａ）線形性、エネルギー及び／又は感度誤差の少なく
    とも一つについて放射イベントを修正し、 （ｂ）前記放射イベントを（ａ）と独立した態様に幾何
    学的変換し、 （ｃ）修正され変換された放射イベントをマトリックス
    中のある位置に割り当てることを含む方法。
11. 【請求項１１】 前記修正が時間に依存する請求項１０
    記載の方法。
12. 【請求項１２】 前記修正が、イベントを生じる放射線
    源の崩壊について修正することである請求項１１記載の
    方法。
13. 【請求項１３】 前記修正が、イベントを生じる放射線
    源の新陳代謝について修正することである請求項１１記
    載の方法。
14. 【請求項１４】 前記修正が、イベントを生じる放射線
    源に対して、放射イベントを収集するために使用される
    検出器の位置関係に依存する請求項１０記載の方法。
15. 【請求項１５】 前記修正が、外部変数に依存する請求
    項１０記載の方法。
16. 【請求項１６】 前記修正が、前記放射イベントを用い
    て画像化される患者の生物学的リズムに依存する請求項
    １０記載の方法。
17. 【請求項１７】 前記生物学的リズムが心臓の鼓動であ
    る請求項１６記載の方法。
18. 【請求項１８】 前記生物学的リズムが呼吸のリズムで
    ある請求項１６記載の方法。
19. 【請求項１９】 前記生物学的リズムが胃の律動である
    請求項１６記載の方法。
20. 【請求項２０】 前記修正がイベントのエネルギーに依
    存する請求項１０記載の方法。
21. 【請求項２１】 前記幾何学的変換が、時間に依存する
    請求項１０記載の方法。
22. 【請求項２２】 前記幾何学的変換が、放射イベントを
    生じる放射線源に対して、放射イベントを収集するため
    に使用される検出器の位置関係に依存する請求項１０記
    載の方法。
23. 【請求項２３】 前記検出器が放射線源周囲を回転し、
    前記幾何学的変換が角度軸方向不一致について修正する
    請求項２２記載の方法。
24. 【請求項２４】 前記検出器が放射線源周囲を回転し、
    前記幾何学的変換が軸方向不一致について修正する請求
    項２２記載の方法。
25. 【請求項２５】 前記幾何学的変換が、放射イベントを
    生じる放射線源に対して、放射イベントを収集するため
    に使用される検出器の速度に依存する請求項１０記載の
    方法。
26. 【請求項２６】 前記検出器が放射線源に対して平行に
    移動する請求項２５記載の方法。
27. 【請求項２７】 前記修正が、外部変数に依存する請求
    項１０記載の方法。
28. 【請求項２８】 前記修正が、前記放射イベントを用い
    て画像化される患者の生物学的リズムに依存する請求項
    １０記載の方法。
29. 【請求項２９】 前記生物学的リズムが心臓の鼓動であ
    る請求項２８記載の方法。
30. 【請求項３０】 前記生物学的リズムが呼吸のリズムで
    ある請求項２８記載の方法。
31. 【請求項３１】 前記生物学的リズムが胃の律動である
    請求項２８記載の方法。
32. 【請求項３２】 前記修正がイベントのエネルギーに依
    存する請求項１０記載の方法。
33. 【請求項３３】 前記幾何学的変換が放射イベントを収
    集するために使用されるコリメータの歪みについて修正
    する請求項１０記載の方法。
34. 【請求項３４】 前記幾何学的変換が、平行コリメータ
    を使用して収集されたように見えるイベント中に、ファ
    ン状のコリメータを用いて収集したイベントを変換する
    請求項３３記載の方法。