JPH1152059A - 核像形成方法及び装置 - Google Patents
核像形成方法及び装置Info
- Publication number
- JPH1152059A JPH1152059A JP10082387A JP8238798A JPH1152059A JP H1152059 A JPH1152059 A JP H1152059A JP 10082387 A JP10082387 A JP 10082387A JP 8238798 A JP8238798 A JP 8238798A JP H1152059 A JPH1152059 A JP H1152059A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- energy
- event
- detected
- window
- weight
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Granted
Links
Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
- G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
- G01T1/29—Measurement performed on radiation beams, e.g. position or section of the beam; Measurement of spatial distribution of radiation
- G01T1/2914—Measurement of spatial distribution of radiation
- G01T1/2985—In depth localisation, e.g. using positron emitters; Tomographic imaging (longitudinal and transverse section imaging; apparatus for radiation diagnosis sequentially in different planes, steroscopic radiation diagnosis)
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
- G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
- G01T1/16—Measuring radiation intensity
- G01T1/17—Circuit arrangements not adapted to a particular type of detector
- G01T1/172—Circuit arrangements not adapted to a particular type of detector with coincidence circuit arrangements
Abstract
成方法及び装置を提供する。 【解決手段】 一致像形成に使用するカメラは、検査領
域(12)に対して配置された検出器(10a,10b) を含む。一
致論理回路(14)は、検出器(10a,10b) により検出される
ガンマ線が指定の時間間隔内に生じるかどうかを決定す
る。もしそうであれば、検出された事象のエネルギー及
び位置が決定される。各検出器(10a,10b)に関連したエ
ネルギー弁別回路(20a,20b) は、検出された事象が指定
のエネルギー窓内に入るかどうかを決定する。リストモ
ードプロセッサ(22)は、一致事象のリストを発生する。
リバイニングプロセッサ(24)は、事象をリバイニング
し、そして重みプロセッサ(26)は、検出されたガンマ線
のエネルギーに基づいて各一致事象を重み付けする。
Description
の、そして特に一致像形成を使用する核像形成の分野に
係る。しかしながら、本発明は、検出された事象に重み
を指定することが必要な他の用途にも適用できることが
明らかである。
Tlのような放射線医薬品が患者の身体に投与される。
この放射線医薬品が減衰するときに、ガンマ線が発生さ
れる。これらのガンマ線が検出され、臨床学的に有用な
像を構成するのに使用される。陽電子放出断層撮影法
(PET)は、核医療の一部門であり、18F−フルオロ
デオキシグルコース(FDG)のような陽電子放出の放
射線医薬品が患者の身体に導入される。放出された各陽
電子は、消滅事象として知られている仕方で電子と反応
し、一対の511keVのガンマ線を発生する。これら
のガンマ線は、約180°離れた方向、即ち互いに逆方
向に放出される。
ルギーを登録し、これにより、消滅事象、ひいては、陽
電子源の位置に関する情報を与える。ガンマ線は、互い
に逆方向に進むので、陽電子消滅は、検出されたガンマ
線を結ぶ一致線に沿って発生したと言える。多数のこの
ような事象が収集され、そして臨床学的に有用な像を再
構成するのに使用される。
ルギースペクトルは、511keVの光ピークを特徴と
する。同様に、コンプトン散乱放射線は、コンプトンの
縁と同程度に高いエネルギーを有するカウントに貢献す
る。一致像形成においては、二重エネルギー窓検出機構
が時々使用される。光ピークのまわりの窓と、コンプト
ン領域付近の窓が識別される。両方の検出器が光ピーク
窓内に時間的に同時に事象を検出した場合、又は一方の
検出器が光ピーク窓内に事象を観察し、そして他方の検
出器がコンプトン窓内に事象を同時に検出する場合に、
一致事象がカウントされる。各々の場合に、メモリ位置
が増加されて、事象及びその位置を記録し、各事象が等
しく重み付けされる。両方の検出器がコンプトン事象を
観察するところの事象は、破棄される。
グ(rebinning) 技術が米国特許第5,331,553号
から知られている。この技術によれば、事象の軸方向角
度に基づいて2つ以上のメモリ位置が増加される。しか
しながら、米国特許第5,331,553号は、種々の
事象を正規化し、ひいては、検出されたエネルギーに関
わりなく等しく重み付けしなければならないことを教示
している。
出事象に対して決定された位置座標に対応するメモリ位
置を増加することにより像の投影即ちサイノグラムが形
成される。メモリ位置は、事象エネルギーが特定のエネ
ルギー窓内にあるときに増加される。或いは又、データ
がリストモードで収集される場合には、同様の増加が後
処理で行われる。
は、事象が2進形態で重み付けされ、即ち受け入れられ
るか拒絶されるかのいずれかであることである。その結
果、これら技術は、各事象により表される相対的な重要
性又は確実性を伝えることができない。例えば、コンプ
トン窓内に入る事象の位置の不確実性は、光ピーク窓内
に入る事象より大きい。この不確実性を考慮できないこ
とにより、検出事象に関する重要な情報が失われ、それ
故、得られる像の情報に使用することができない。
れば、陽電子消滅事象の特性であるガンマ線が検出さ
れ、そしてそれらのエネルギーが決定される。その決定
されたエネルギーに基づいて少なくとも3つの異なる重
みの1つが陽電子消滅事象に指定される。複数の陽電子
消滅事象に対してこれらの段階が繰り返され、そして重
み付けされた事象を表す像が形成される。
1のエネルギー窓が確立される。この第1のエネルギー
窓は、陽電子消滅により発生されたガンマ線の特徴であ
るエネルギーを含む。第1のエネルギー窓よりエネルギ
ーの低い第2のエネルギー窓が確立され、そして検出さ
れたガンマ線のエネルギーが第1及び第2の窓に対して
決定される。両方のガンマ線の決定されたエネルギーが
第1の窓内にある場合には第1の重みが事象に指定され
る。一方のガンマ線の決定されたエネルギーが第1の窓
内にありそして他方のガンマ線の決定されたエネルギー
が第2の窓内にある場合には第2の重みが事象に指定さ
れる。両方のガンマ線の決定されたエネルギーが第2の
窓内にある場合には第3の重みが事象に指定される。
ば、第1の重みは、第2の重みより大きく、そして第3
の重みは、ゼロである。第2のエネルギーの重みは、コ
ンプトンの縁を含む。本発明の別の限定された特徴によ
れば、検出されたガンマ線の位置が決定されそしてその
位置に基づいてメモリアドレスが発生される。メモリア
ドレスに含まれた値に重みの値が加えられる。
減衰により発生されるガンマ放射線が検出される。検出
事象の発生が通知され、そして事象の位置が決定され
る。決定された位置の精度を表すパラメータが測定さ
れ、そして測定されたパラメータの値に基づいて少なく
とも3つの重み値の1つが事象に指定される。複数の放
射性核種の減衰に対してこれらの段階が繰り返され、そ
して像が発生される。
れるパラメータは、検出されるガンマ放射線のエネルギ
ーである。本発明の別の限定された特徴によれば、検出
される放射線は、陽電子消滅事象により発生される第1
及び第2のガンマ線を含む。本発明の更に別の特徴にお
いては、測定されるパラメータは、シンチレータの光パ
ルスの空間分布である。
減衰により発生されるガンマ放射線が検出される。検出
事象の発生が通知され、そして検出された放射線のエネ
ルギーが決定される。決定されたエネルギーに基づいて
少なくとも3つの重みの1つが事象に指定される。本発
明の可変重み付けを用いた核像形成の第1の効果は、得
られる像の質への事象のあり得べき貢献に関連した情報
が保持されることである。別の効果は、検出事象が像の
質へのあり得べき貢献に基づいて重み付けされることで
ある。
像形成カメラは、添付図面を参照して一例として以下に
詳細に説明する。核像形成においては、検出された事象
が、x、y位置及びエネルギーzにより特徴付けされ
る。一致像形成においては、一致事象が、時間的に同時
に検出された2つの事象により特徴付けされる。多数の
このような一致事象が検出され、そして通常は、それに
より得られる投影をフィルタしそして像空間を通る線を
後方投影することにより像が再構成される。従って、像
の精度は、投影の精度に関連し、これら投影は、個々の
検出された事象の貢献を加算することにより構成され
る。
性をしばしば有する。例えば、シンチレーションクリス
タルの光出力は、検出された放射線のエネルギーに関連
している。低エネルギー事象は、位置を計算するところ
のシンチレーション光をあまり発生しないので、測定さ
れた位置を決定できる信頼性は低い。一方、高エネルギ
ー事象は、より多くのシンチレーション光を発生し、比
較的高い信頼性で位置を決定できる。検出された事象の
精度の信頼性は、散乱の影響も受ける。この技術で良く
知られたように、散乱は、ガンマ線のエネルギーを変化
させると共に、その方向も変化させる。
基づいて種々の分類にグループ分けすることができる。
例えば、散乱されることなくガンマ線が検出されたとき
に、真の事象が生じる。ガンマ線は、検出される前に直
線路を進行すると仮定できるので、その基礎となる事象
の実際の位置は、比較的高い精度で分かる。散乱されな
いと、これらのガンマ線は、使用する特定の放射性医薬
品の主たる光ピークの領域のエネルギーにより特徴付け
される( 99mTcの場合には約140keV、 201Tl
の場合には80keV、陽電子消滅により発生されたガ
ンマ線の場合には511keV)。主たる光ピークの上
部において検出された事象は、特に散乱されるおそれが
ない。それ故、これら事象の位置は、特に高度の信頼性
で決定することができる。その結果、真の事象は、像の
質に積極的に貢献する。
ば、ガンマ線が第1の相互作用においてシンチレータ結
晶により部分的に吸収されるだけである場合には、シン
チレータ結晶内にコンプトン散乱が生じる。これらの事
象は、特定の放射性医薬品に対するコンプトンの縁のエ
ネルギー( 99mTcの場合には約50keV、 201Tl
の場合には19keV、陽電子消滅により発生されたガ
ンマ線の場合には340keV)より低いエネルギーを
有するものとして検出される。事象が検出される位置
は、シンチレータ吸収(ひいては、散乱)が生じた位置
であるから、その基礎となる事象の位置は、比較的高い
精度で決定することができる。その結果、シンチレータ
の散乱事象は、像の質に積極的に貢献する傾向がある。
シンチレータ散乱は、ヨウ化ナトリウムNaI(Tl)
シンチレーション結晶を用いるときには陽電子消滅像形
成において優勢な形態の相互作用であるが、ビスマスゲ
ルマナイトBGOシンチレータが使用されるときには、
あまり一般的ではない。シンチレータ散乱は、消滅像形
成に関連した高いエネルギーにおいて特に重要となる。
いては、入射するガンマ線は、そのエネルギーがシンチ
レーション結晶により吸収される前に、1つ以上のコン
プトン相互作用を受ける。ガンマ線の全エネルギーが結
晶により本質的に瞬時に吸収されるので、この形式の相
互作用は、主たる光ピークの領域にエネルギーを有する
ものとして検出される。この形式の事象は、2つ以上の
相互作用(異なる位置を各々有する)により特徴付けさ
れるので、その基礎となる事象の位置は、単一のシンチ
レータ散乱相互作用の場合より若干低い精度で決定する
ことができる。それにも関わらず、この形式の散乱事象
は、像の質に積極的に貢献する傾向がある。
散乱が生じ、これにより、放出されるガンマ線の方向が
変化する。散乱事象の位置は未知でありそして方向が変
化するので、基礎となる事象の位置は、比較的低い精度
でしか決定できない。これらのガンマ線は、特定の放射
性医薬品のコンプトン領域のエネルギーを有するものと
して検出される。従って、この形式の散乱事象は、像の
質を低下する傾向がある。
方散乱事象は、ガンマ線が相互作用なしにシンチレータ
を通過するときに生じ、検出器又は検出電子装置のガラ
スの裏板から後方散乱し、そして結晶を第2回目に通過
する際に吸収される。陽電子消滅像形成においては、多
数の検出される後方散乱ガンマ線は、170ないし20
0keVの範囲のエネルギーを特徴とする。
きる。真の一致事象においては、各検出ガンマ線が真の
事象として検出される。各ガンマ線は、同じ陽電子消滅
から生じ、そしてガンマ線は、散乱を生じることなく検
出される。従って、一致線に沿って減衰が生じるという
仮定(同一直線性の仮定)は有効であり、この事象は像
の質に積極的に貢献する。
ンマ線の一方が真の事象として検出され、そしてその他
方が、シンチレータ散乱事象又は身体散乱事象のいずれ
かとして検出される。前者の場合には、同一直線性の仮
定がおそらく有効でありそしてその事象は、像の形成に
積極的に貢献する。しかしながら、後者の場合には、同
一直線性の仮定が無効であり、その事象は、像の質に対
し悪影響を及ぼす傾向がある。
が散乱事象として検出される。いずれの事象も真の事象
として検出されないので、検出事象の少なくとも一方が
身体散乱事象から生じる可能性は、一方が真の事象であ
る場合よりも比較的高い。その結果、同一直線性の仮定
が真である可能性は低く、そして事象が像の質に積極的
に貢献する可能性も低い。
は、不確実性の要素を各々含む多数の個別の事象の検出
及び測定を伴う。統計学的な測定理論は、標準偏差σi
をもつ個別の測定値xi を次の式に基づいて合成し、平
均値(反転x)及び標準偏差σの最良の推定値が次の数
1及び数2のように得られることを述べている。
な不確実性をもつ事象が、大きな不確実性をもつ事象よ
りも大きく重み付けされる。この原理を利用して、核像
の質を最大にすることができる。
ためのガンマ線カメラは、検査領域11の周りの対向す
る位置に配置された検出器10a、10bを含む。検査
領域11は、像形成される対象物、例えば、患者12を
受け入れるサイズにされる。患者の寝台(図示せず)又
は他の対象物支持体が、対象物12を検査領域11内に
支持する。各検出器10は、NaL(Tl)シンチレー
タ結晶、光電子増倍管(PMT)のx、yアレー、及び
処理電子装置を含む。シンチレータ結晶に当たるガンマ
線からのエネルギーは、光に変換され、この光は、1つ
以上のPMTにより検出され、検出事象の信号を発生す
る。
a、10bによって検出された事象が同時に生じたかど
うか決定する。より詳細には、一致論理回路は、両検出
器が、例えば、15ナノ秒程度の所定の一致時間間隔内
にガンマ線を検出したかどうか決定する。もしそうであ
れば、一致論理回路14は、一致事象が生じたことを示
すデジタルの一致信号16を発生する。一方、検出器1
0a、10bが一致時間間隔より時間的に離れた事象を
検出した場合には、一致信号16は発生されず、事象は
それ以上処理されない。
事象のエネルギーz及び位置x、yの両方を決定するエ
ネルギー及び位置決定回路18a、18bが関連され
る。この回路18a、18bは、一致信号16によりト
リガーされ、一致事象に対してのみエネルギーz及び位
置x、yが決定される。各一致事象ごとに、検出器10
a、10bにより検出された事象に対応して、位置及び
エネルギーx1 、y1 、z1 及びx2 、y2 、z2 が発
生される。非一致事象は処理されない。
出された事象が、1つ以上の所定のエネルギー窓W1 、
W2 、・・・Wn の1つに入るかどうか決定する。検出
された事象の一方又は両方がエネルギー範囲Wn の1つ
から外れるような一致事象は拒絶され、その事象はそれ
以上処理されない。リストモードプロセッサ22は、複
数の一致事象対の各々において検出された事象のエネル
ギーz及び位置x、yを含むリストを発生する。リスト
モードプロセッサ22の出力は、便利な時間、例えば、
特定の患者のデータ収集が完了した後に、更に処理する
ために、メモリに記憶されるのが好ましい。
30により行われるのが好ましい。リバイニング(rebin
ning) プロセッサ24は、検出された事象の位置x1 、
y1及びx2 、y2 に基づいてリストモードデータを分
類する。図2を参照すれば、像形成領域12の中心27
のようなポイントが定義される。横座標x1 及びx
2は、中心27に対する横座標Xと、検出器10a、1
0bの1つの表面に対する横方向角度θとを計算するの
に使用される。図3を参照すれば、リストモードデータ
は、良く知られた「単一切片リバイニング」アルゴリズ
ムを使用して軸方向にもリバイニングされる。軸方向の
位置座標y1 及びy2 は、平均軸方向座標Yを計算する
のに使用され、そして軸方向角度φは、ゼロと仮定され
る。従って、各一致事象に対してリバイニングされた座
標(X、Y、θ)は、検出された座標(x1 、x2 、y
1 、y2 )に基づいて決定される。又、各リバイニング
された一致事象には、各検出事象のエネルギーを表すタ
グが関連される。このタグは、例えば、各検出事象に関
連した各エネルギー窓Wn である。
明らかである。例えば、軸方向リバイニングを、横方向
に使用されるものと同様に行い、検出された軸方向座標
y1及びy2 を使用して、軸方向座標Y及び軸方向角度
φを計算することもできる。従って、リバイニングされ
た座標(X、Y、θ、φ)が各一致事象ごとに発生され
る。事象重みプロセッサ26は、精度の信頼性に基づい
て重みを各一致事象に指定する。より詳細には、好まし
い実施形態では、重みプロセッサ26は、個々の検出事
象のエネルギーに基づいて一致事象に重みδを指定す
る。このように、事象は、それらの位置精度の信頼性、
ひいては、像の質への考えられる貢献に対して重み付け
される。像の質におそらく積極的に貢献する事象は、そ
うでない事象よりも強く重み付けされる。
は、重みδと共に、投影マトリクスメモリ28を更新す
るのに使用される。メモリ28は、三次元アレーとして
見ることができ、各エレメントは、横方向位置X、軸方
向位置Y、及び横方向角度θに基づいて独特のアドレス
を有する。各エレメント即ちメモリ位置は、カウントC
(X、Y、θ)を含む。各一致事象ごとに、メモリ28
の適切な位置が、次の関係式に基づき事象の発生及び重
みを反映するように更新される。 Cupdated (X、Y、θ)=Cprevious(X、Y、θ)+δ (3)
投影又は反復再構成のような技術を使用してメモリ28
のデータを処理し、像形成される対象物に対応する像を
発生する。もちろん、本発明は、反復及び他の再構成技
術にも等しく適用できる。オペレータインターフェイス
34は、像の選択された部分を人間が読める形態へと変
換するための映像プロセッサ及びモニタを含むのが好ま
しい。本発明は、上記の実施形態に限定されるものでな
いことが当業者に明らかであろう。例えば、像形成領域
12の周りに配置された3つ以上の検出器10を使用す
ることもでき、各一致事象は、3つ以上の検出器のうち
の2つで同時に検出されたガンマ線により特徴付けされ
る。同様に、検出器10は、データを収集するときに患
者12の周りを容易に回転することができ、及び/又は
患者に対して軸方向に移動することができる。ビスマス
ゲルマナイト(BGO)のような別のシンチレータを使
用することもできる。
行することもできる。例えば、一致事象のエネルギーの
重み付けは、プロセスの種々のポイントで、例えば、リ
バイニングの前に決定されてもよい。同様に、エネルギ
ーの弁別は、拒絶される事象の重みをゼロにセットする
ことにより、事象の重みが確立された後に行うこともで
きる。又、リストモード出力を種々の段階で発生できる
ことも明らかである。或いは又、データをリアルタイム
でリバイニング、重み付け及び記憶することもできる。
要としないように、従来のSPECT(単一光子放出計
算断層撮影)に適用することもできる。一致像形成の場
合と同様に、使用する特定の放射線医薬品のエネルギー
スペクトルに対し、例えば、光ピーク及びコンプトンの
縁の領域に、2つ以上のエネルギー窓が画成される。
又、エネルギー窓は、2つの主たる光ピークを有するI
−131のような放射性医薬品の光ピーク領域に確立さ
れてもよい。この場合、高い方のエネルギー窓に入る事
象は、低い方のエネルギー窓に入る事象よりも強く重み
付けされる。又、各検出事象は、そのエネルギーに基づ
いて重み付けされ、そして像が再構成される。
患者12の身体に導入され、そして患者は、像形成領域
11に配置される。検出器の1つ、例えば、検出器10
aにより事象が検出される。他方の検出器10bにより
第2の事象が検出される。陽電子消滅の特性のように、
2つの事象が時間的に一致時間間隔内に生じた場合に
は、一致論理回路14が一致信号16を発生する。一致
信号によりトリガーされて、エネルギーレベル及び位置
回路18a、18bは、各検出事象のエネルギーレベル
z及びx、y位置を決定する。
検出事象が予め選択された窓内に入るかどうか決定す
る。図4を参照すれば、陽電子消滅の特性である511
keVの主たる光ピークの付近にエネルギー窓が確立さ
れる。この光ピーク窓の下端は約430keVに位置す
るのが好ましく、一方、その上端は、約590keVに
位置するのが好ましい。同様に、約300keVのコン
プトン領域にエネルギー窓が位置される。このコンプト
ン窓の下端は、約260keVに位置するのが好まし
く、一方、その上端は、約340keVに位置するのが
好ましい。
窓及びコンプトン窓の両方から外れる場合には、弁別回
路20a、20bは、両方の事象を拒絶させる。同様
に、両事象がコンプトン窓内に入る場合にも、両事象は
拒絶される。両方の事象が光ピーク窓内に入る場合、又
は一方の事象が光ピーク窓内に入りそして他方がコンプ
トン窓内に入る場合には、各x、y位置及びエネルギー
zの値がリストモードプロセッサ22により処理され、
そしてデータ収集が完了するまで記憶される。
リバイニングプロセッサ24によりリバイニングされ
る。次いで、一致事象には、重みプロセッサ26により
重みが指定される。両方の検出事象が光ピークエネルギ
ー範囲内に入るような一致事象は、最も強く重み付けさ
れ、検出事象の一方が光ピーク範囲内に入りそして他方
の事象がコンプトンエネルギー範囲内に入るような一致
事象は、あまり強く重み付けされない。上記したよう
に、両方の検出事象がコンプトン範囲内に入るような一
致事象は、拒絶回路21により拒絶され、従って、有効
重みがゼロとなる。テーブルIは、個々の検出事象のエ
ネルギーに基づいて各形式の一致事象に適用される重み
を示す。 テーブルI 光ピーク/光ピーク 光ピーク/コンプトン コンプトン/コンプトン 重み 2 1 0 この情報は、図5のグラフに示されている。
えられ、容易に実施することができる。又、拒絶回路2
1がコンプトン/コンプトン事象を拒絶する必要もな
い。この場合、コンプトン/コンプトン一致事象には、
重みプロセッサ26によりゼロの重み(又は所望の非ゼ
ロの重み)を与えることができる。次いで、メモリ28
の適切な位置が更新される。座標(X、Y、θ)を有
し、各検出事象が光ピーク窓内に入るような一致事象の
場合には、例えば、メモリ28の対応位置が次のように
更新される。 Cupdated (X、Y、θ)=Cprevious(X、Y、θ)+2 (4) 座標(X、Y、θ)を有し、一方の検出事象が光ピーク
窓内に入りそして他方がコンプトン窓内に入るような一
致事象の場合には、例えば、メモリ28の対応位置が次
のように更新される。
るものでないことが当業者に明らかであろう。従って、
例えば、3つ以上のエネルギー窓を使用してもよく、こ
の場合も、一致事象は、検出されたガンマ線の各々に関
連したエネルギーに基づいて重み付けされる。同様に、
検出事象のエネルギーに基づいて4つ以上の重み値を確
立することもできる。
タに基づいて検出事象を重み付けするようにも使用でき
る。上記したように、あるシンチレータ散乱事象は、シ
ンチレータ内の多数の相互作用を特徴とする。これら形
式の事象に応答してシンチレータにより発生された光
は、単一相互作用事象の場合よりも広い領域にわたって
分布される傾向があり、従って、大きな位置的な不確実
性を招く。例えば、単一のコンプトン相互作用の後に完
全な吸収が続く場合には、一般的に楕円形のパターンで
光を発生する傾向となり、楕円の焦点は、相互作用の場
所となる。この事象には、通常、2つの焦点間の位置が
指定される。
a、18bは、例えば、従来の第2モーメント計算を行
うことにより、シンチレーション光パルスの空間分布を
決定するように使用することもできる。次いで、事象に
は、空間分布に対して一般的に逆の重みが指定される。
従って、比較的小さな空間分布を有する光を発生する事
象は、大きな空間分布を有する事象よりも強く重み付け
される。このように、高い精度で位置を決定できる事象
は、低い精度でしか位置を決定できない事象よりも強く
重み付けされる。
説明した。上記説明から種々の変更や修正がなされ得る
ことが明らかである。本発明は、特許請求の範囲内に入
る全てのこのような変更や修正及びその等効物を包含す
るものとする。
る。
グを示す図である。
グを示す図である。
ギースペクトル特性を示す図である。
いて検出された一致事象に適用される重み付けを示す図
である。
Claims (14)
- 【請求項1】 陽電子消滅事象の特性であるガンマ線を
検出し;その検出されたガンマ線のエネルギーを決定
し;その決定されたエネルギーに基づいて少なくとも3
つの異なる重みの1つを陽電子消滅事象に指定し;複数
の陽電子消滅事象に対して上記の検出、決定及び指定の
段階を繰り返し;そして重み付けされた事象を表す像を
形成するという段階を備えたことを特徴とする像形成方
法。 - 【請求項2】 陽電子消滅により発生されるガンマ線の
特性であるエネルギーを含む第1のエネルギー窓を確立
し;この第1のエネルギー窓よりエネルギーの低い第2
のエネルギー窓を確立し;検出されたガンマ線のエネル
ギーを第1及び第2の窓に対して決定し;両方のガンマ
線の決定されたエネルギーが第1の窓内にある場合には
第1の重みを、一方のガンマ線の決定されたエネルギー
が第1の窓内にありそして他方のガンマ線の決定された
エネルギーが第2の窓内にある場合には第2の重みを、
そして両方のガンマ線の決定されたエネルギーが第2の
窓内にある場合には第3の重みを事象に指定するという
段階を更に備えた請求項1に記載の方法。 - 【請求項3】 上記第1の重みは、第2の重みより大き
い請求項2に記載の方法。 - 【請求項4】 上記第3の重みはゼロである請求項2又
は3に記載の方法。 - 【請求項5】 上記第2のエネルギー窓は、コンプトン
の縁を含む請求項2ないし4のいずれかに記載の方法。 - 【請求項6】 検出されたガンマ線の位置を決定し;そ
の決定された位置に基づいてメモリアドレスを発生し、
メモリアドレスは値を含み;そして指定された重みをメ
モリアドレスに含まれた値に加える段階を更に備えた請
求項1ないし5のいずれかに記載の方法。 - 【請求項7】 検出された消滅事象のリストを形成する
段階を更に含む請求項1ないし6のいずれかに記載の方
法。 - 【請求項8】 陽電子消滅事象の特性であるガンマ線を
検出するための手段(10a,10b) と、各陽電子消滅事象に
対し検出されたガンマ線のエネルギーを決定するための
手段(20a,20b) と、その決定されたエネルギーに基づい
て少なくとも3つの異なる重みの1つを各陽電子消滅事
象に指定するための手段(26)と、上記陽電子消滅事象及
びそれらの指定された重みを表す像を形成するための手
段(32)とを備えたことを特徴とするガンマ線カメラ。 - 【請求項9】 上記検出手段(10a,10b) は、検査領域の
まわりに配置された少なくとも2つのシンチレーション
検出器を備えた請求項8に記載のガンマ線カメラ。 - 【請求項10】 上記シンチレーション検出器は、ヨウ
化ナトリウムを含む請求項9に記載のガンマ線カメラ。 - 【請求項11】 上記検出手段(10a,10b) は、更に、上
記検出器に電気的に通信する一致検出回路(14)を備え、
この一致検出回路は、一致事象を検出した際に信号を発
生する請求項9に記載のガンマ線カメラ。 - 【請求項12】 第1のエネルギー窓を確立するための
手段(20a,20b) と、この第1のエネルギー窓よりエネル
ギーの低い第2のエネルギー窓を確立するための手段(2
0a,20b) と、検出されたガンマ線のエネルギーを第1及
び第2のエネルギー窓に対して決定するための手段(20
a,20b) と、第1及び第2のエネルギー窓に対し上記検
出されたガンマ線のエネルギーに基づく重みを事象に指
定するための手段(26)とを更に備えた請求項8ないし1
1のいずれかに記載のガンマ線カメラ。 - 【請求項13】 第1のエネルギー窓は、陽電子消滅の
特性であるエネルギーを含み、そして第2のエネルギー
窓は、コンプトンの縁の特性であるエネルギーを含む請
求項12に記載のガンマ線カメラ。 - 【請求項14】 両方の検出されたガンマ線のエネルギ
ーが第1の窓内にある場合には第1の重みを、一方の検
出されたガンマ線のエネルギーが第1の窓内にありそし
て他方の検出されたガンマ線のエネルギーが第2の窓内
にある場合には第2の重みを、そして両方の検出された
ガンマ線のエネルギーが第2の窓内にある場合には第3
の重みを事象に指定するための手段を更に備えた請求項
13に記載のガンマ線カメラ。
Applications Claiming Priority (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
US08/804377 | 1997-02-21 | ||
US08/804,377 US5793045A (en) | 1997-02-21 | 1997-02-21 | Nuclear imaging using variable weighting |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH1152059A true JPH1152059A (ja) | 1999-02-26 |
JP4208284B2 JP4208284B2 (ja) | 2009-01-14 |
Family
ID=25188812
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP08238798A Expired - Fee Related JP4208284B2 (ja) | 1997-02-21 | 1998-02-23 | 核像形成方法及び装置 |
Country Status (5)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US5793045A (ja) |
EP (1) | EP0863410B1 (ja) |
JP (1) | JP4208284B2 (ja) |
AT (1) | ATE298428T1 (ja) |
DE (1) | DE69830627T2 (ja) |
Cited By (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US7274021B2 (en) | 2003-09-29 | 2007-09-25 | Hitachi, Ltd. | Coincidence counting method of γray and nuclear medicine diagnostic apparatus |
JP2008518208A (ja) * | 2004-10-22 | 2008-05-29 | フォトディテクション システムズ, インク. | コインシデンスデータの多様な処理 |
JP2013015481A (ja) * | 2011-07-06 | 2013-01-24 | Shimadzu Corp | 放射線断層撮影装置 |
Families Citing this family (25)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US5689115A (en) * | 1995-11-24 | 1997-11-18 | Elscint Ltd. | Advanced nuclear medicine system |
US6236050B1 (en) * | 1996-02-02 | 2001-05-22 | TüMER TüMAY O. | Method and apparatus for radiation detection |
EP1274044A1 (en) * | 1997-04-17 | 2003-01-08 | Ge Medical Systems Israel, Ltd. | Direct tomographic reconstruction |
JP2000321357A (ja) * | 1999-03-10 | 2000-11-24 | Toshiba Corp | 核医学診断装置 |
US6294788B1 (en) | 1999-08-18 | 2001-09-25 | Marconi Medical Systems, Inc. | Randoms correction in positron imaging |
US6727502B1 (en) * | 2001-06-27 | 2004-04-27 | Koninklijke Philips Electronics, N.V. | Calibration technique for coincidence imaging systems |
US7297958B2 (en) * | 2001-12-03 | 2007-11-20 | Hitachi, Ltd. | Radiological imaging apparatus |
US6828564B2 (en) | 2002-07-08 | 2004-12-07 | Photodetection Systems, Inc. | Distributed coincidence processor |
CA2492587A1 (en) * | 2002-07-17 | 2004-01-22 | Christian Joram | Gamma ray detector for positron emission tomography (pet) and single photon emmission computed tomography (spect) |
US6804325B1 (en) * | 2002-10-25 | 2004-10-12 | Southeastern Universities Research Assn. | Method for position emission mammography image reconstruction |
WO2005000120A2 (en) * | 2003-06-27 | 2005-01-06 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Pmt signal correlation filter |
US20050139776A1 (en) * | 2003-12-29 | 2005-06-30 | Reiter Eric S. | Photon violation spectroscopy |
US7115875B1 (en) | 2004-02-17 | 2006-10-03 | Photodetection Systems, Inc. | PET scanner with photodetectors and wavelength shifting fibers |
JP4611106B2 (ja) * | 2005-03-11 | 2011-01-12 | 住友重機械工業株式会社 | 放射線検出回路及び放射線検査装置 |
TWI337329B (en) * | 2006-04-18 | 2011-02-11 | Iner Aec Executive Yuan | Image reconstruction method for structuring two-dimensional planar imaging into three-dimension imaging |
US8719208B2 (en) * | 2008-10-29 | 2014-05-06 | Microsoft Corporation | Certainty factor decay |
US8450693B2 (en) * | 2009-12-11 | 2013-05-28 | General Electric Company | Method and system for fault-tolerant reconstruction of images |
KR101378757B1 (ko) * | 2012-08-30 | 2014-03-27 | 한국원자력연구원 | 물질 원소 정보 획득 및 영상 차원의 선택이 가능한 방사선 영상화 장치 |
JP2014048267A (ja) * | 2012-09-04 | 2014-03-17 | Natl Inst Of Radiological Sciences | Pet装置における同時計数判定方法及び装置 |
WO2015011344A1 (fr) * | 2013-07-26 | 2015-01-29 | De Raulin, Gonzague | Procédé de calcul de position d'interaction d'un photon gamma avec un cristal scintillatuer, dispositif et système de tep mettant en œuvre le procédé |
WO2016168076A1 (en) * | 2015-04-13 | 2016-10-20 | The University Of Chicago | Positron-emission tomography detector systems based on low-density liquid scintillators and precise time-resolving photodetectors |
JP6608241B2 (ja) * | 2015-10-28 | 2019-11-20 | 浜松ホトニクス株式会社 | 放射線位置検出器、pet装置、プログラム及び記録媒体 |
JP6737154B2 (ja) * | 2016-12-02 | 2020-08-05 | 株式会社島津製作所 | 放射線検出装置 |
CN111487667B (zh) * | 2020-05-09 | 2022-08-19 | 中国科学院高能物理研究所 | 一种正电子湮没角关联测量装置 |
CN111487665B (zh) * | 2020-05-09 | 2022-04-26 | 中国科学院高能物理研究所 | 一种二维正电子湮没角关联测量装置及方法 |
Family Cites Families (15)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US3860823A (en) * | 1973-03-26 | 1975-01-14 | Beckman Instruments Inc | Gamma ray spectrometer display means |
US3955088A (en) * | 1974-10-02 | 1976-05-04 | G. D. Searle & Co. | Positron imaging device with plural coincidence channels and graded radiation absorption |
FR2459487A1 (fr) * | 1979-06-18 | 1981-01-09 | Labo Electronique Physique | Appareil de tomographie d'emission transaxiale a positrons et a reconstruction d'image par ordinateur |
US4424446B1 (en) * | 1980-06-19 | 1994-04-19 | Elscint Ltd | Gamma camera correction system and method for using the same |
US4575810A (en) * | 1983-03-11 | 1986-03-11 | Siemens Gammasonics, Inc. | Method and circuit for processing pulses by applying the technique of weighted acquisition |
US4780823A (en) * | 1986-03-11 | 1988-10-25 | Siemens Gammasonics, Inc. | Multiple pixel area-weighted acquisition system for scintillation cameras |
US4864140A (en) * | 1987-08-31 | 1989-09-05 | The University Of Michigan | Coincidence detection system for positron emission tomography |
US5331553A (en) * | 1992-04-15 | 1994-07-19 | Ugm Medical Systems, Inc. | Three dimensional image reconstruction for a positron emission tomograph |
US5345082A (en) * | 1993-03-22 | 1994-09-06 | Sopha Medical Systems, Inc. | Scintillation camera utilizing energy dependent linearity correction |
JPH06347555A (ja) * | 1993-06-10 | 1994-12-22 | Hamamatsu Photonics Kk | ポジトロンイメージング装置 |
US5591977A (en) * | 1994-04-29 | 1997-01-07 | The United States Of America As Represented By The Secretary Of The Department Of Health And Human Services | Variable axial aperture positron emission tomography scanner |
US5491342A (en) * | 1994-11-10 | 1996-02-13 | Trionix Research Laboratory, Inc. | Apparatus and method for nuclear camera calibration |
US5600145A (en) * | 1995-01-19 | 1997-02-04 | Picker International, Inc. | Emission/transmission device for use with a dual head nuclear medicine gamma camera with the transmission source located behind the emission collimator |
WO1996041213A1 (en) * | 1995-06-07 | 1996-12-19 | Massachusetts Institute Of Technology | X-ray detector and method for measuring energy of individual x-ray photons for improved imaging of subjects using reduced dose |
US5608221A (en) * | 1995-06-09 | 1997-03-04 | Adac Laboratories | Multi-head nuclear medicine camera for dual SPECT and PET imaging with monuniform attenuation correction |
-
1997
- 1997-02-21 US US08/804,377 patent/US5793045A/en not_active Expired - Fee Related
-
1998
- 1998-02-19 EP EP98301287A patent/EP0863410B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1998-02-19 DE DE69830627T patent/DE69830627T2/de not_active Expired - Fee Related
- 1998-02-19 AT AT98301287T patent/ATE298428T1/de not_active IP Right Cessation
- 1998-02-23 JP JP08238798A patent/JP4208284B2/ja not_active Expired - Fee Related
Cited By (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US7274021B2 (en) | 2003-09-29 | 2007-09-25 | Hitachi, Ltd. | Coincidence counting method of γray and nuclear medicine diagnostic apparatus |
US7329873B2 (en) | 2003-09-29 | 2008-02-12 | Hitachi, Ltd. | Coincidence counting method of γ ray and nuclear medicine diagnostic apparatus |
JP2008518208A (ja) * | 2004-10-22 | 2008-05-29 | フォトディテクション システムズ, インク. | コインシデンスデータの多様な処理 |
JP2013015481A (ja) * | 2011-07-06 | 2013-01-24 | Shimadzu Corp | 放射線断層撮影装置 |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
ATE298428T1 (de) | 2005-07-15 |
EP0863410A2 (en) | 1998-09-09 |
JP4208284B2 (ja) | 2009-01-14 |
DE69830627D1 (de) | 2005-07-28 |
US5793045A (en) | 1998-08-11 |
DE69830627T2 (de) | 2006-05-11 |
EP0863410B1 (en) | 2005-06-22 |
EP0863410A3 (en) | 2001-09-19 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
JP4208284B2 (ja) | 核像形成方法及び装置 | |
US7402807B2 (en) | Method for reducing an electronic time coincidence window in positron emission tomography | |
US8008625B2 (en) | Method and apparatus for high-sensitivity single-photon emission computed tomography | |
US5818050A (en) | Collimator-free photon tomography | |
US7817827B2 (en) | Enhanced planar single photon emission imaging | |
JP6685302B2 (ja) | 陽電子断層撮像法のデータの処理方法および装置 | |
RU2401441C2 (ru) | Реконструкция в позитронной эмиссионной томографии в режиме времяпролетного списка с использованием функции отклика детектора | |
EP1006370A2 (en) | Image reconstruction in tomography | |
US20090202125A1 (en) | Restoration of the nuclear medicine 2d planar image by iterative constrained deconvolution | |
Cañadas et al. | NEMA NU 4-2008 performance measurements of two commercial small-animal PET scanners: ClearPET and rPET-1 | |
US10215864B2 (en) | System and method to improve image quality of emission tomography when using advanced radionuclides | |
JP2005315887A (ja) | 陽電子放出断層システムの規格化のための方法及びシステム | |
CN101842806A (zh) | 脏同位素pet重建 | |
Turecek et al. | Compton camera based on Timepix3 technology | |
WO2014074666A1 (en) | Inter-detector scatter enhanced emission tomography | |
JP2000321357A (ja) | 核医学診断装置 | |
EP1077383B1 (en) | Positron imaging | |
US5813983A (en) | Depth-of-interaction and other high order moments filtering for improved detection in thick scintillation crystals | |
JP2535762B2 (ja) | 陽電子断層撮影装置におけるγ線吸収体による散乱同時計数測定法及び陽電子断層撮影装置 | |
WO2012090992A1 (ja) | 放射線撮像装置及び画像処理方法 | |
McKee et al. | A deconvolution scatter correction for a 3-D PET system | |
JPH11511551A (ja) | イメージング装置 | |
JP2856478B2 (ja) | ガンマー線散乱成分除去装置 | |
Gu et al. | Optimization of the energy window for PETbox4, a preclinical PET tomograph with a small inner diameter | |
Jadvar et al. | PET physics and instrumentation |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
A711 | Notification of change in applicant |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A711 Effective date: 20040226 |
|
A621 | Written request for application examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621 Effective date: 20050221 |
|
A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20080204 |
|
A601 | Written request for extension of time |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A601 Effective date: 20080507 |
|
A602 | Written permission of extension of time |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A602 Effective date: 20080512 |
|
A521 | Request for written amendment filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20080728 |
|
TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20080922 |
|
A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 |
|
A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20081021 |
|
R150 | Certificate of patent or registration of utility model |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20111031 Year of fee payment: 3 |
|
LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |