JPH05302979A - 同時透過・放出型集束断層撮影法 - Google Patents

同時透過・放出型集束断層撮影法

Info

Publication number
JPH05302979A
JPH05302979A JP4174823A JP17482392A JPH05302979A JP H05302979 A JPH05302979 A JP H05302979A JP 4174823 A JP4174823 A JP 4174823A JP 17482392 A JP17482392 A JP 17482392A JP H05302979 A JPH05302979 A JP H05302979A
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
radiation
radiation source
head
emission
transmitted
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
Application number
JP4174823A
Other languages
English (en)
Other versions
JP3128634B2 (ja
Inventor
Grant T Gullberg
ティ．グルバーグ グラント
Hugh T Morgan
ティ．モーガン ヒュー
Chi-Hua Tung
− フア ツン チ
Gengsheng L Zeng
ロウレンス ゼン ジェンシェン
Paul E Christian
イー．クリスチャン ポール
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
University of Utah
Philips Nuclear Medicine Inc
Original Assignee
Picker International Inc
University of Utah
Priority date (The priority date 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 date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Picker International Inc, University of Utah filed Critical Picker International Inc
Publication of JPH05302979A publication Critical patent/JPH05302979A/ja
Application granted granted Critical
Publication of JP3128634B2 publication Critical patent/JP3128634B2/ja
Anticipated expiration legal-status Critical
Expired - Fee Related legal-status Critical Current

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/44—Constructional features of apparatus for radiation diagnosis
    • A61B6/4429—Constructional features of apparatus for radiation diagnosis related to the mounting of source units and detector units
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/03—Computed tomography [CT]
    • A61B6/037—Emission tomography
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/48—Diagnostic techniques
    • A61B6/482—Diagnostic techniques involving multiple energy imaging
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/52—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis
    • A61B6/5211—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving processing of medical diagnostic data
    • A61B6/5229—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving processing of medical diagnostic data combining image data of a patient, e.g. combining a functional image with an anatomical image
    • A61B6/5235—Devices using data or image processing specially adapted for radiation diagnosis involving processing of medical diagnostic data combining image data of a patient, e.g. combining a functional image with an anatomical image combining images from the same or different ionising radiation imaging techniques, e.g. PET and CT
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/58—Testing, adjusting or calibrating thereof
    • A61B6/582—Calibration
    • A61B6/583—Calibration using calibration phantoms
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/58—Testing, adjusting or calibrating thereof
    • A61B6/589—Setting distance between source unit and patient
    • 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
    • G01T1/161—Applications in the field of nuclear medicine, e.g. in vivo counting
    • G01T1/1615—Applications in the field of nuclear medicine, e.g. in vivo counting using both transmission and emission sources simultaneously
    • 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
    • G06—COMPUTING OR CALCULATING; COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T12/00—Tomographic reconstruction from projections
    • G06T12/10—Image preprocessing, e.g. calibration, positioning of sources or scatter correction
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/103—Measuring devices for testing the shape, pattern, colour, size or movement of the body or parts thereof, for diagnostic purposes
    • A61B5/107—Measuring physical dimensions, e.g. size of the entire body or parts thereof
    • A61B5/1077—Measuring of profiles

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
  • Theoretical Computer Science (AREA)
  • Computer Vision & Pattern Recognition (AREA)
  • Nuclear Medicine (AREA)
  • Image Processing (AREA)
  • Image Analysis (AREA)

Abstract

(57)【要約】 【目的】 改良された新規の同時透過・放出型断層撮影
の方法および装置を提供する。 【構成】 マルチヘッド型カメラによる単光子放射型コ
ンピュータ断層撮影システムにおいて、検査域を中心に
それに面しながら移動するように配設され、それぞれ
が、検査域からの放射線を捕捉し、その放射線を示す出
力信号を発する３器のガンマカメラヘッドと、検査域を
はさんで各ヘッドのうちの１器に対向するように配設さ
れた透過放射線源とを特徴としている。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、医療診断用の結像技術
に関する。本発明は特に、マルチヘッド型カメラによる
単光子放射型コンピュータ断層撮影法（ＳＰＥＣＴ）と
ともに適用され、以下、それを具体的に参照しながら本
発明を説明する。しかし、本発明はまた、他の非侵襲性
の検診技術、例えば陽電子放射断層撮影法（ＰＥＴ）お
よび被験者を放出放射線に関して検診する他の診断形態
にも適用されることを理解しなければならない。
【０００２】
【従来の技術】今日まで、被験者体内の放射性核種の分
布を検査するためにはＳＰＥＣＴが使用されてきた。通
常、１種以上の放射性薬品を患者に注入する。放射性薬
品は一般に、循環器系の画像や注入された放射性薬品を
吸収する特定の器官の画像を得るために患者の血流に注
入する。ガンマカメラヘッドまたはシンチレーションカ
メラヘッドを患者の体面に近接させて配置し、放出した
放射線を監視、記録する。ＳＰＥＣＴでは、被験者を中
心にヘッドを回転させるか角度ごとに合わせて複数の方
向から放出放射線を監視する。多数の方向から監視した
放射線データを再構成して、患者の体内に分布する放射
性薬品を表わす三次元画像にする。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】ＳＰＥＣＴ結像技術に
伴う問題の一つは、被験者の体のうち放出する放射性核
種とカメラヘッドとの間の部分による光子の吸収および
散乱が、得られる画像をゆがめることである。光子の減
衰を補償するための一つの解決策は、光子減衰が被験者
の体じゅうで均一であると仮定することである。すなわ
ち、患者の体は、放射線減衰の点では完全に均質であ
り、骨、軟組織、肺などごとに区別がないものと仮定す
る。これにより、被験者の体面の輪郭に基づき、減衰の
見積りを行なうことができる。いうまでもなく、人間の
被験者は均一な放射線減衰を生じさせず、特に胸部にお
いてそうである。
【０００４】より正確な放射線減衰測定を行なうため
に、透過型コンピュータ断層撮影技術を使用する直接測
定が行なわれてきた。すなわち、放射線源から放射線を
患者に投射し、減衰しなかった放射線を反対側の検出器
によって捕捉する。放射線源および検出器を回転させて
多数の角度からデータを捕集する。従来の断層撮影アル
ゴリズムを利用して、このデータを再構成して画像表示
にする。透過型コンピュータ断層撮影画像から得た被験
者の放射線減衰特性を利用して、後のＳＰＥＣＴまたは
他の放出試験における放射線減衰を補正する。
【０００５】この二段階技術に伴う問題の一つは、透過
型コンピュータ断層撮影法の画像とＳＰＥＣＴまたは他
の放出型検査の画像とを整合することにある。２種の画
像をうまく位置合わせできないと、再構成された画像の
診断上の価値を損なう誤った放射線減衰情報が得られ
る。整合性は、患者の解剖学的構造に対して一定の位置
関係を有することが知られる別々の体外または体内の目
印を２種の検査に使用することによって改良することが
できる。もう一つの技術は、三次元体面識別アルゴリズ
ムを使用して、画像の外面の数値モデルを構成すること
である。そして、最適なマッチングが見いだされるま
で、その数値モデルを並進、回転、拡大縮小させる。そ
れにもかかわらず、異なる形態からの画像どうしを組み
合わせる際には重大な不確実性が依然として存在する。
そのうえ、２種の形態の走査を行なう場合には、不便
さ、費用および二重の走査時間を避けることができな
い。
【０００６】これらの不利を解決するために、同時透過
・放出型のデータ獲得が利用されてきた。ガンマカメラ
ヘッドを被験者の一面に配置し、大きな平面放射線源を
カメラヘッドに対向させて、例えば被験者とカメラヘッ
ドの釣合い重りとの間に配設する。大きな平面放射線源
中の放射性核種とは異なる放射性核種を患者に注入す
る。従来の２種放射性核種技術を利用して、注入または
放出された放射性核種からのデータと、大きな平面放射
線源または透過放射線から得たデータとを分ける。並行
光線透過型コンピュータ断層撮影アルゴリズムを利用し
て透過データを再構成し、放出放射線の再構成に使用す
る減衰補正係数を求める。
【０００７】大きな平面放射線源を使用する際の問題
は、その嵩高さおよび重量にある。平面放射線源の大き
さが、多数のガンマカメラを備えたシステムの使用を妨
げる。もう一つの欠点は、並行光線の幾何学形状再構成
の劣る計数統計である。強めの放射線源を使用して、こ
の劣る計数統計を補償することもできるが、それに伴っ
て患者をより以上の放射線に暴露させることは望ましく
ない。
【０００８】本発明は、上記に述べた問題およびその他
の問題をも解消する、改良された新規の同時透過・放出
型断層撮影の方法および装置を考案する。
【０００９】
【課題を解決するための手段】本発明の一態様による
と、同時透過・放出型の断層撮影システムが得られる。
３器以上のガンマカメラが、放出放射性核種を受ける被
験者を中心に一定の間隔をもって搭載される。外部放射
線源が、ガンマカメラの少なくとも１器に対向して通常
は他の２器の間に配設される。第一のアルゴリズム手段
が、第一のガンマカメラによって検出された透過放射線
を処理して、そこから減衰補正係数を求める。第二のア
ルゴリズム手段が、減衰補正係数を利用して放射線減衰
を補正することにより、ガンマカメラが捕捉した放出放
射線を画像表示に再構成する。
【００１０】本発明のもう一つの態様によると、３ヘッ
ド型ＳＰＥＣＴシステムからの放出投射信号を再構成す
る方法が得られる。透過投射信号および放出投射信号を
組にして捕集する。透過投射信号および放出投射信号を
エネルギーウィンドー漏話に関して補正する。透過投射
信号を一組の減衰係数に再構成する。放射投射信号およ
び減衰係数を再構成して、被験者の減衰に関して少なく
とも部分的には補償された、画素空間中の放出放射性核
種の分布を表わす画像空間の見積りを得る。
【００１１】本方法のさらに限定的な態様によると、反
対側に配設された放射線源からコリメータを通過する放
射線を捕捉するカメラヘッドによって透過投射信号を捕
集する。放射線源とコリメータとの組み合わせは、扇形
コリメータ付きの線放射線源、扇形コリメータ付きの長
方形放射線源、円錐形コリメータ付きの円板放射線源、
２本の異なる焦線に配することができる非点収差コリメ
ータ付きの線放射線源、並行コリメータ付きの投光照明
灯放射線源または任意の形状のコリメータを備えた一般
的な放射線源を含むことができる。そのうえ、投射放射
線源は、放射性核種、Ｘ線管球などであることができ
る。
【００１２】本発明の他のさらに限定的な態様による
と、カメラヘッドによって捕集した透過データおよび放
出データを散乱放射線およびその他の光電ピークに関し
て補正する。
【００１３】本発明のもう一つの態様によると、異なる
エネルギーを有する透過放射線源と放出放射線源からの
透過投射データと放出投射データとを同時に測定する方
法が得られる。透過放射線および放出放射線のエネルギ
ー源のためのエネルギーウィンドーを設定する。透過放
射線源は、入射する透過光子が第一のガンマカメラヘッ
ドにのみ投射するように配設される。第一のヘッドによ
って検出された透過データならびに第一、第二および第
三のヘッドによって検出された放出データの少なくとも
一方を減算補正する。
【００１４】本発明のもう一つの態様によると、同じエ
ネルギーを有する透過放射線源と放出放射線源からの透
過投射データと放出投射データとを同時に測定する方法
が得られる。透過エネルギー源は、入射する透過光子が
第一のヘッドにのみ投射するように配設される。他のガ
ンマカメラヘッドによって捕集された放出データを、吸
収、散乱および他の光電ピークに関して、第一のヘッド
によって検出された透過光子から導いたデータによって
補正する。
【００１５】本発明のもう一つの態様によると、一部切
除を受けた透過走査を利用して減衰を補正する方法が得
られる。放出投射データおよび一部切除透過投射データ
を得る。一次方程式の系を解く再構成アルゴリズムを利
用して透過投射データを再構成する。再構成した一部切
除透過データから減衰率を決定する。再構成した一部切
除透過データから決定した減衰率を利用することによ
り、減衰を補正して放出投射データを再構成する。
【００１６】
【発明の目的】本発明の第一の利点は、減衰補正された
放出放射線データの再構成を正確かつ効果的に行なうこ
とができることである。
【００１７】本発明のもう一つの利点は、放出データと
透過補正データとを同時に捕集することができることで
ある。
【００１８】本発明のさらなる利点は、以下の詳細な説
明を検討、理解することにより、当業者には明確に理解
されるであろう。
【００１９】
【実施例】図１を参照すると、ＳＰＥＣＴカメラアセン
ブリは、被験者、例えば人体模型12または人間の患者を
検査域14に保持する寝台または支持手段10を含む。
【００２０】さらに図１そして図２を参照すると、ガン
トリ20が複数のガンマカメラヘッド22ａ、22ｂおよび22
ｃを検査域14の周囲に一定の間隔をもって、例えば120
°ごとに支持している。さらに詳細には、各カメラヘッ
ドを搭載した回転ドラムまたは面板24を含む回転手段と
駆動モータ26とが、各カメラヘッドを検査域を中心に選
択的に回転させる。直線駆動手段、例えばモータ28ａ、
28ｂおよび28ｃがスクリュードライバ30ａ、30ｂおよび
30ｃを回転させ、これらが従動体32ａ、32ｂおよび32ｃ
と係合している。この直線駆動手段は面板の反対側に搭
載され、ローラキャリッジ34ａ上の各ガンマカメラヘッ
ドを、レールまたはガイド36沿いに被験者に近づけ、ま
た被験者から離すように放射方向に選択的に移動させ
る。
【００２１】被験者を中心に各カメラヘッドを回転さ
せ、回転中にそれらを被験者に近づけ、また被験者から
離すための制御手段が従来どおり設けられている。さら
に詳細には、角位置検出器38が、面板24の、任意の０°
原点からの回転の度数を検出する。参照テーブル40に
は、選択可能な複数の軌道の一つ、例えば患者の体格に
もっとも近く適合するあらかじめ選択した大きさの楕円
軌道がロードされている。参照テーブル40は、監視によ
って得られた角度によってアドレス指定され、その角度
にあるカメラヘッドごとに検査域の中心からの放射方向
距離が検索される。比較手段42が、参照テーブルから得
た所望の放射方向距離を、各ヘッドからの実際の、その
時点での放射方向距離と比較する。その誤差は駆動装置
44ａ、44ｂおよび44ｃに伝達され、各駆動装置が、対応
する直線モータ28ａ、28ｂおよび28ｃを動かしてヘッド
を相当する物理的距離だけ移動させる。メモリ更新手段
46が、現在位置メモリ48にある各ヘッドの相当する放射
方向位置の誤差に応じて距離を加減する。これにより、
あらかじめ計算した軌道を記憶した大きなメモリ、例え
ばディスク（図示せず）から参照テーブルをロードし直
すだけで、カメラヘッドは被験者を中心に円形の経路、
楕円形の経路、ピーナッツ形の経路またはその他の軌道
に沿って動くことができる。円形の経路が左右対称なら
ば、捕集したデータの再構成が容易である。一方、楕円
形およびピーナツ形の軌道はガンマカメラヘッドを患者
のより近くで動かし、画像品質を改善することになる。
【００２２】図１の実施態様では線放射線源である放射
線源50は、第一のガンマカメラヘッド22ａにまっすぐ対
向して、他２器のガンマカメラヘッド22ｂと22ｃとの間
に搭載されている。放射線源は、第一のカメラヘッド22
ａに近づけるかそれから引き離すかを選択しながら放射
方向に配置することができる。好ましくは、放射線源を
カメラヘッド22ｂおよび22ｃの面よりも後方に配設し、
放射線源からの放射線が他のカメラヘッド22ｂおよび22
ｃにまっすぐ当たることのないようにする。平行化手段
または遮蔽手段51を放射線源に取り付け、放射線の投射
を、第一のカメラヘッド22ａを２線によって区切る扇形
光束に制限している。任意には、１個以上のさらなる放
射線源50′を設けてもよい。透過放射線源は、放射性核
種を充填した管もしくは容器であってもよいし、能動性
の放射線発生器、例えばＸ線管球であってもよい。
【００２３】モータ52がスクリュー54を回転させ、この
スクリューが従動体56を移動させる。従動体56は放射線
源を放射方向に移動させるために取り付けられている。
好ましくは、放射線源50と第一のカメラヘッド22ａとが
一定の距離だけ離れるように制御回路によってモータ52
を制御する。駆動装置44ａがモータ28ａを動かして第一
のヘッド22ａを移動させるとき、駆動装置58がモータ52
を動かして放射線源を同じ距離だけ、しかし検査域の中
心をはさんで反対の方向へと放射方向に移動させるよう
に、方向転換手段60が移動の合図または方向を転換させ
る。あるいはまた、透過放射線源50は、隣接するヘッド
22ｂおよび22ｃの一方に搭載してもよい。いずれのヘッ
ドの動きも扇形の有効角を放射方向に変化させるため、
再構成アルゴリズムを角位置によって調節して、有効扇
形角の変化に対処するようにする。効果的な扇形角度は
あらかじめ計算し、参照テーブル40に記憶させておくこ
とが好ましい。
【００２４】従来どおり、各カメラヘッドは、閃光を放
つことによって入射放射線に応答するシンチレーション
結晶を有している。一列の光電子増倍管が各閃光に応答
して電気信号を発する。同じシンチレーションまたは閃
光に応答する信号どうしが組み合わされる。得られた和
の大きさが入射放射線のエネルギーを示し、もっとも近
い光電子増倍管どうしの応答の関係がシンチレーション
の空間的位置を示す。
【００２５】図３を参照すると、コリメータ62が、一定
の方向または光線、例えば図４の光線64に沿った放射線
を捕捉するシンチレーション結晶の各増分区域を限定し
ている。コリメータは、焦点、通常は透過放射線源50に
向けられた複数の翼板66を有している。これらの翼板
は、対応する検出器ヘッドに当たる放射線を実質的に焦
点からの光線に沿うものに限定するに充分なほど長いも
のである。好ましい実施態様においては、焦点およびヘ
ッドの大きさは、検診を受ける患者または被験者が図４
に示すような扇形の透過放射線の中に完全に包含される
ようなものを選択する。
【００２６】従来のガンマカメラヘッドは、２種以上の
エネルギーのウィンドーまたは範囲の放射線を同時に結
像することができる。従来のデュアルエネルギー型ガン
マカメラヘッドでは、和の信号を振幅に基づいて分類す
る。さらに詳細には、エネルギーのウィンドーまたは範
囲を設定する。各ウィンドーは、検診に使用される放射
性核種の光電ピークまたはエネルギースペクトルに相当
する。好ましい実施態様では、注入される、あるいは放
出される放射性核種は、あらかじめ選択した一つのエネ
ルギーを有し、放射線源50または透過放射線は、それと
は異なる第二のエネルギーを有している。このようにし
て、カメラヘッドは、２種放射性薬品注入式の検診に使
用される従来のエネルギー分離回路を使用することによ
り、透過放射線データと放出放射線データとを分ける。
位置分解器が、一つのエネルギーウィンドー内のシンチ
レーションまたは放射線の事象に相当する結晶上の位
置、ひいては光線の角度を分解する。
【００２７】図６を参照すると、第一のヘッド22ａは、
透過放射線源50の範囲のエネルギーを有するシンチレー
ションごとに位置または光線の信号を分離、出力する第
一のエネルギーレベル出力手段70ｔと、放出放射性核種
のエネルギー範囲のシンチレーションごとに位置または
光線の信号を分離、出力する第二のエネルギーレベル出
力手段70ｅとを有している。第二のヘッド22ｂおよび第
三のヘッド22ｃは、透過放射をまっすぐに捕捉すること
はないが、透過放射線の散乱部分および放出放射線源の
他の光電ピークからの光子については捕捉する。したが
って、第二のヘッド22ｂは、透過エネルギー範囲のデー
タを分離、出力する透過エネルギー出力手段72ｔを有
し、第三のヘッド22ｃは、透過エネルギー範囲のデータ
のための透過エネルギー出力手段74ｔを有している。透
過放射線データ補正手段76が、出力手段70ｔからの透過
エネルギーデータを透過エネルギー範囲における放出放
射線光電ピークに関して補正する。
【００２８】透過放射線補正手段76は、出力信号72ｔお
よび74ｔをそれぞれ半分に分ける一対のディバイダ80お
よび82を含む。加算手段84がこれらの半分の信号二つを
加算して、ヘッド22ｂおよび22ｃによって捕捉された他
の放出光電ピーク光子の事実上の平均である一つの信号
を発する。減算手段86が、ヘッド22ａからの透過エネル
ギー信号から、ヘッド22ｂおよび22ｃによって透過エネ
ルギー範囲に検出された放出放射線源の光子の平均数を
減じる。補正透過放射線投射データメモリ88が補正透過
投射データを記憶する。
【００２９】透過再構成手段90が、従来のＣＴまたは繰
返し再構成アルゴリズムによる透過放出データを再構成
して三次元電子画像表示にする。この三次元電子画像表
示は、三次元透過放射線または減衰画像メモリ92、例え
ば扇形光束再構成アルゴリズムに記憶される。減衰画像
メモリ92の各画素またはヴォクセル(voxel) は、検査域
14または検診を受ける被験者の相当する画素またはヴォ
クセルにより、放射線の減衰を表わす。したがって、あ
る画素またはヴォクセルにおいて放出放射線事象が発生
するとき、光線が通過する各画素またはヴォクセルの減
衰値を加算することにより、事象ヴォクセルと、シンチ
レーションが発生する各ヘッド上のポイントとの間の光
線沿いの放射線減衰量を測定することができる。検出の
減衰確率は、この和の負数の指数関数（exponentiatio
n）である。介在する各画素またはヴォクセルを光線が
通過する距離を測定することにより、さらなる補正を加
えることができる。光線が画素またはヴォクセルを一方
の面から反対側面へと直角に通過するときは、全体の減
衰値が加算される。光路が小さなコーナー部をかすめる
だけならば、減衰値の相当する小さめの部分が加算され
る。拡大縮小手段94が、減衰データを透過放射線源およ
び放出放射線源のエネルギーの関係、例えばエネルギー
の比率または非線形の関係にしたがって調整する。
【００３０】透過型ＣＴの主な目的は、対象の物体につ
いての局部的な減衰係数を計算することである。画素ま
たはヴォクセルあたりに得られる非減衰計数（フラッド
画像(flood image) Ｎ0 ）と特定の画素に見られた計数
（記録された投射Ｎ）との比率の自然対数を求めること
により、透過型走査で記録された投射データを適当な形
態に変換する。フラッド画像を超える計数が得られた部
位については、減衰係数の線積分をゼロに等しく設定す
る。すなわち、以下のとおりである。
【００３１】
【数１】
【００３２】この変換を実施した後、従来のＣＴまたは
繰返し再構成アルゴリズムを利用して減衰係数μijの写
像を得る。計算された減衰写像を利用して、放出検査に
おける光子の減衰を補正する。
【００３３】具体的な例として、拡大縮小手段94が75キ
ロ電子ボルト(keV) のT1-201放出放射線源の減衰係数μ
T1 ijを140 keV のTC-99m透過放射線源の減衰係数μTC ij
に対して拡大縮小する場合、T1-201放出の減衰係数μT1
ijは、以下の式によって概算される。
【００３４】
【数２】
【００３５】もう一つの拡大縮小方法は、高い方のエネ
ルギー（140 keV ）の減衰写像に適用される。この方法
は、75keV と140 keV の異なる素材の場合の一次減衰係
数の参照テーブルを使用する。データ補間技術を利用し
て、140 keV での減衰分布を75keV のそれに変換するた
めの拡大縮小率を決定する。
【００３６】第二のヘッドも同様に、放出エネルギー位
置または光線信号出力手段72ｅを有し、第三のヘッド22
ｃは放出エネルギー光線信号出力74ｅを有している。透
過光子および散乱した放出光子の一部は、放出放射線エ
ネルギー範囲内で検出される。放出放射線補正手段100
が、測定された放出放射線のうち透過放射線に起因する
成分を除く。放出放射線補正手段100 は、メモリ88から
の補正された第一の検出器ヘッド透過放射線信号に拡大
縮小率Ｆ1 を掛ける第一の乗算手段102 ａを含む。第二
の乗算手段102 ｂが、補正透過データメモリ88からの、
第一の検出器ヘッドに相当する補正透過放射線信号に第
二の拡大縮小率Ｆ2 を掛け、第三の乗算手段102 ｃが、
メモリ88からの補正透過信号に第三の拡大縮小率Ｆ3 を
掛ける。
【００３７】拡大縮小率Ｆ1 、Ｆ2 およびＦ3 は、初期
の較正試験によって決定される。この試験を始めるに
は、まず、常温の、すなわち放出源を含まない人体模型
を使用して純粋な透過データを捕集する。補正率Ｆ1 、
Ｆ2 およびＦ3 は、ヘッドごとに、放出エネルギーウィ
ンドーまたは範囲の計数と透過エネルギーウィンドーま
たは範囲の計数との比率を計算することによって決定す
る。減算回路104 ａ、104 ｂおよび104 ｃが、実際に測
定した放出放射線投射データから、透過放射線値と相当
する補正率との積を減じる。補正放出光線または位置信
号メモリ106 ａ、106 ｂおよび106 ｃが、それぞれヘッ
ド22ａ、22ｂおよび22ｃからの補正放出投射データを記
憶する。組み合わせ回路108 が、ヘッド22ａ、22ｂおよ
び22ｃからの補正放出データを合わせる。さらに詳細に
は、組み合わせ回路は、同じ光線を表わす各ヘッドから
のデータどうしを合わせる。すなわち、コリメータ62が
ヘッドに対しての光路を定め、この光路に沿って放射線
が移動し、ヘッド上の監視位置にシンチレーションを生
じさせる。事象を監視した際のヘッド上の位置およびヘ
ッドの角度が、相当する放出放射線源と捕捉地点との間
の光線または光路を定める。
【００３８】組み合わせ手段108 からの補正放出放射線
データは、総放出投射データメモリ110 に記憶される。
放出データ再構成プロセッサ112 が放出データを再構成
して、相当する三次元画像表示にする。この画像表示
は、放出画像メモリ114 に記憶される。画像表示端末11
6 またはその他の表示手段が、人間が読み取ることので
きる再構成された放出分布を描出する。通常、患者の身
体を表わす種々の態様、例えば横方向もしくは側方向の
断面または三次元的な斜視表示さえをも選択することが
できる。減衰補正手段118 が、繰返し再構成アルゴリズ
ムまたは手段により、総放出放射線投射データメモリ11
0 からの放出データＰkmを減衰に関して補正し、補正放
出投射データを放出データ再構成手段に提供する。
【００３９】より数学的に述べるならば、投射角度θm
および検出器ビン（bin)または光線ｋにおける放出投射
データＰkmならびに、画素（ｉ，ｊ）における画像また
は逆投射（back projection)の値Ｘijは、次のように定
義される。
【００４０】
【数３】
【００４１】ただし、重みづけ因数Ｗkm ijは、次の式に
よって求められる。
【００４２】
【数４】
【００４３】ただし、ｌkm ijは、画素を通過する光線の
長さである。減衰率Ａkm ijは、ｂij、つまり投射光が画
素（ｉ，ｊ）に進入する地点から検出器までの減衰係数
μijの線積分の指数関数である。減衰補正が必要とされ
ないならば、減衰係数μijはゼロに設定される。
【００４４】さらに詳細には、減衰補正手段118 は、減
衰率Ａkm ijを計算する減衰率計算手段120 を含む。減衰
率計算手段は、画素（ｉ，ｊ）と検出器ヘッドとの間の
角度θm における各光線ｋ沿いの拡大縮小された減衰係
数μijの線積分の指数関数を計算する。当然ながら、画
素と交わらない光線の場合にゼロの値を記憶する必要は
ない。
【００４５】重みづけ因数算出手段122 が、放出データ
の光線ｋおよび角度θm ごとに、また放出分布画像メモ
リ114 の画素（ｉ，ｊ）ごとに、式３ｃにしたがって重
みづけ因数Ｗkm ijを計算する。計算された重みづけ因数
は、減衰重みづけ因数メモリまたは参照テーブル124 に
記憶される。放出データ再構成手段112 が式３ｂの乗算
および加算を実施して、各繰返しにおける画像値Ｘijを
式４の繰返し式にしたがって求める。
【００４６】大部分の再構成式におけるように、対象の
区域は小さな画素に分割される。画素ごとに、放出放射
性核種濃度および投射放射線減衰係数を決定する。これ
らのパラメータは、公算（観測結果の確率）を最大にす
ることによって見積ることができる。好ましいアルゴリ
ズムは、最大の公算見積りを計算する技術を含む。この
アルゴリズムは、ポアソン式の光子計数および透過型断
層撮影法と放出型断層撮影法との間の物理的差異を形作
る独特の能力を有している。ＳＰＥＣＴの場合、深さに
伴う光子の減衰および分解能の変化を正しく処理するこ
とができ、正確な統計モデルの使用が低い計数での再構
成の質を改善することができる。良好な統計モデルと物
理モデルとの組み合わせは、より優れた再構成をもたら
すはずである。放出データ再構成手段112 が実施する好
ましいアルゴリズムは、以下に示すＥＭ繰返し再構成ア
ルゴリズムである。
【００４７】
【数５】
【００４８】図７を参照すると、放出放射線と透過放射
線とを同じエネルギー範囲またはウィンドーによって感
知することもできる。ヘッド22ａは、透過放射線と放出
放射線の両方を捕捉する。一方、ヘッド22ｂおよび22ｃ
は、放出放射線を捕捉する。ヘッド22ａ、22ｂおよび22
ｃは、共通のエネルギー範囲の放射線のデータを出力す
る出力端子130 ａ、130 ｂおよび130 ｃをそれぞれ有し
ている。透過データ補正手段132 が出力端子130 ａから
のデータを検出器ヘッド出力端子130 ｂおよび130 ｃか
ら出力された各放出データにしたがって補正する。さら
に詳細には、透過データ補正手段は、出力端子130 ｂお
よび130 ｃからのデータを半分に分けるディバイダ134
および136 と、半分を二つ合わせて第二および第三のヘ
ッドによって捕捉されたデータの平均を求める加算手段
138 とを含む。減算手段140 が、第一のヘッド22ａによ
って捕捉されたデータから、第二および第三のヘッドに
よって捕捉された平均データを減じて、補正透過放射線
投射データを生成する。生成されたデータは補正透過デ
ータメモリ手段88′に記憶される。透過データ再構成手
段90′が補正透過データメモリ手段88′からの補正透過
データを再構成して減衰画像データを生成する。生成さ
れたデータは減衰画像メモリ手段92′に記憶される。
【００４９】放出データ組み合わせ手段108 ′が、第二
のヘッドからの放出データと第三のヘッドからの放出デ
ータとを合わせ、その放出データを放出データメモリ手
段110 ′に記憶する。減衰補正手段118 ′が、２種のエ
ネルギーを伴う実施態様に関して上述したように、放出
データを減衰データにしたがって補正する。放出データ
再構成手段112 ′が補正放出データを再構成して、放出
放射線源分布画像を描出する。描出された画像は放出放
射線源分布メモリ手段114 ′に記憶される。
【００５０】図５を参照すると、コリメータが被験者の
結像すべき対象部位に合焦するときに、より正確なガン
マカメラ画像を再構成することができる。コリメータの
焦点を患者の中心により近づけることにより、より優れ
た放出画像を描出することができる。透過放射線源を患
者に近づけると、患者の一部が斜めに扇形の透過の外に
出る。すなわち被験者の一部が切除される。身体の切除
部分は、再構成画像の周囲に同様な直径の環状のアーチ
ファクトを生じさせやすい。
【００５１】一つの解決策は、放出放射線と透過放射線
の両方を捕捉するヘッド22ａに使用するコリメータと、
放出放射線のみを捕捉するヘッド22ｂおよび22ｃに使用
するコリメータとを異なるものにすることである。すな
わち、放出のみのヘッドには、比較的短い、例えば50cm
の焦点距離を有するコリメータを設け、透過放射線と放
出放射線の両方を捕捉するヘッド22ａには、長めの、例
えば110 cmの焦点距離を有するコリメータを設ける。
【００５２】もう一つの解決策においては、人間の患者
の楕円形の断面は、それほど大きく切除されていなけれ
ば、ＥＭ繰返し構成アルゴリズムおよび類似のアルゴリ
ズムの減衰係数因数を計算して透過再構成問題を一次方
程式の系の解として解くに充分なデータを提供する。た
とえ透過画像がゆがむとしても、減衰率Ａkm ij（減衰分
布μijの部分線積分の指数関数）は、放出測定から最大
の影響を有する減衰率にとっては充分正確に測定するこ
とができる。
【００５３】図８を参照すると、代替の実施態様におい
て、透過放射線源は、扇形の光束を投射するか、透過放
射線の扇形の光束を反対側の検出器ヘッドに搭載された
扇形光束コリメータに向けて発するように制限する長方
形板放射線源である。
【００５４】図９を参照すると、もう一つの代替態様に
おいて、放射線源は、円錐形または角錐形の透過放射線
を反対側に配設された検出器ヘッドに向けるように制限
する点放射線源である。円錐光束コリメータは、その表
面からいくらか離れた焦点に光線を合焦させる光通路を
有するものである。
【００５５】図10の代替態様においては、放出放射線源
は小さく平坦な長方形放射線源または円板放射線源であ
り、コリメータは円錐光束コリメータである。
【００５６】図11を参照すると、さらに別の代替態様と
して、透過放出源は線放射線源であり、焦点を２本の異
なる焦線に配する非点収差コリメータが使用されてい
る。さらに別の代替態様として、投光照明灯放射線源お
よび並行コリメータが使用されている。
【００５７】本発明を好ましい実施態様に関して説明し
た。上記の詳細な説明を検討、理解することにより、変
形および代替の態様が可能であることが当業者に明白と
なるであろう。本発明は、請求の範囲に該当するそのよ
うな変形および代替をすべて包含するものと理解すべき
である。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明によるガンマカメラシステムの斜視図で
ある。
【図２】ガンマカメラヘッドおよび透過放射線源位置制
御装置を示す図である。
【図３】線放射線源、ガンマカメラヘッドおよび扇形光
束コリメータを示す図である。
【図４】一部切除を受けていない透過走査を示す図であ
る。
【図５】一部切除を受けた透過走査を示す図である。
【図６】図１のカメラシステムによって捕集した異なる
エネルギー範囲の放出データおよび透過データを処理す
る技術を示す図である。
【図７】図１のカメラシステムによって捕集した同じエ
ネルギー範囲の放出データおよび透過データを処理する
技術を示す図である。
【図８】長方形板透過放射線源および扇形光束コリメー
タを使用する代替態様を示す図である。
【図９】円錐光束コリメータを備えた点透過放射線源を
示す図である。
【図10】円錐光束コリメータを備えた円板放射線源を示
す図である。
【図11】非点収差コリメータを備えた線放射線源を示す
図である。
【符号の説明】
14 検査域 20 ガントリ 22 ガンマカメラヘッド 50 放射線源 62 コリメータ
─────────────────────────────────────────────────────
【手続補正書】
【提出日】平成４年８月６日
【手続補正２】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００２７
【補正方法】変更
【補正内容】
【００２７】図６図７を参照すると、第一のヘッド２２
ａは、透過放射線源５０の範囲のエネルギーを有するシ
ンチレーションごとに位置または光線の信号を分離、出
力する第一のエネルギーレベル出力手段７０ｔと、放出
放射性核種のエネルギー範囲のシンチレーションごとに
位置または光線の信号を分離、出力する第二のエネルギ
ーレベル出力手段７０ｅとを有している。第二のヘッド
２２ｂおよび第三のヘッド２２ｃは、透過放射をまっす
ぐに捕捉することはないが、透過放射線の散乱部分およ
び放出放射線源の他の光電ピークからの光子については
捕捉する。したがって、第二のヘッド２２ｂは、透過エ
ネルギー範囲のデータを分離、出力する透過エネルギー
出力手段７２ｔを有し、第三のヘッド２２ｃは、透過エ
ネルギー範囲のデータのための透過エネルギー出力手段
７４ｔを有している。透過放射線データ補正手段７６
が、出力手段７０ｔからの透過エネルギーデータを透過
エネルギー範囲における放出放射線光電ピークに関して
補正する。
【手続補正３】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００４８
【補正方法】変更
【補正内容】
【００４８】図８を参照すると、放出放射線と透過放射
線とを同じエネルギー範囲またはウィンドーによって感
知することもできる。ヘッド２２ａは、透過放射線と放
出放射線の両方を捕捉する。一方、ヘッド２２ｂおよび
２２ｃは、放出放射線を捕捉する。ヘッド２２ａ、２２
ｂおよび２２ｃは、共通のエネルギー範囲の放射線のデ
ータを出力する出力端子１３０ａ、１３０ｂおよび１３
０ｃをそれぞれ有している。透過データ補正手段１３２
が出力端子１３０ａからのデータを検出器ヘッド出力端
子１３０ｂおよび１３０ｃから出力された各放出データ
にしたがって補正する。さらに詳細には、透過データ補
正手段は、出力端子１３０ｂおよび１３０ｃからのデー
タを半分に分けるディバイダ１３４および１３６と、半
分を二つ合わせて第二および第三のヘッドによって捕捉
されたデータの平均を求める加算手段１３８とを含む。
減算手段１４０が、第一のヘッド２２ａによって捕捉さ
れたデータから、第二および第三のヘッドによって捕捉
された平均データを減じて、補正透過放射線投射データ
を生成する。生成されたデータは補正透過データメモリ
手段８８′に記憶される。透過データ再構成手段９０′
が補正透過データメモリ手段８８′からの補正透過デー
タを再構成して減衰画像データを生成する。生成された
データは減衰画像メモリ手段９２′に記憶される。
【手続補正４】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００５３
【補正方法】変更
【補正内容】
【００５３】図９を参照すると、代替の実施態様におい
て、透過放射線源は、扇形の光束を投射するか、透過放
射線の扇形の光束を反対側の検出器ヘッドに搭載された
扇形光束コリメータに向けて発するように制限する長方
形板放射線源である。
【手続補正５】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００５４
【補正方法】変更
【補正内容】
【００５４】図１０を参照すると、もう一つの代替態様
において、放射線源は、円錐形または角錐形の透過放射
線を反対側に配設された検出器ヘッドに向けるように制
限する点放射線源である。円錐光束コリメータは、その
表面からいくらか離れた焦点に光線を合焦させる光通路
を有するものである。
【手続補正６】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００５５
【補正方法】変更
【補正内容】
【００５５】図１１の代替態様においては、放出放射線
源は小さく平坦な長方形放射線源または円板放射線源で
あり、コリメータは円錐光束コリメータである。
【手続補正７】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】００５６
【補正方法】変更
【補正内容】
【００５６】図１２を参照すると、さらに別の代替態様
として、透過放出源は線放射線源であり、焦点を２本の
異なる焦線に配する非点収差コリメータが使用されてい
る。さらに別の代替態様として、投光照明灯放射線源お
よび並行コリメータが使用されている。
【手続補正８】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】図面の簡単な説明
【補正方法】変更
【補正内容】
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明によるガンマカメラシステムの斜視図で
ある。
【図２】ガンマカメラヘッドおよび透過放射線源位置制
御装置を示す図である。
【図３】線放射線源、ガンマカメラヘッドおよび扇形光
束コリメータを示す図である。
【図４】一部切除を受けていない透過走査を示す図であ
る。
【図５】一部切除を受けた透過走査を示す図である。
【図６】図１のカメラシステムによって捕集した異なる
エネルギー範囲の放出データおよび透過データを処理す
る技術を示す図である。
【図７】図１のカメラシステムによって捕集した異なる
エネルギー範囲の放出データおよび透過データを処理す
る技術を示す図である。
【図８】図１のカメラシステムによって捕集した同じエ
ネルギー範囲の放出データおよび透過データを処理する
技術を示す図である。
【図９】長方形板透過放射線源および扇形光束コリメー
タを使用する代替態様を示す図である。
【図１０】円錐光束コリメータを備えた点透過放射線源
を示す図である。
【図１１】円錐光束コリメータを備えた円板放射線源を
示す図である。
【図１２】非点収差コリメータを備えた線放射線源を示
す図である。
【符号の説明】 １４ 検査域 ２０ ガントリ ２２ ガンマカメラヘッド ５０ 放射線源 ６２ コリメータ
【手続補正９】
【補正対象書類名】図面
【補正対象項目名】全図
【補正方法】変更
【補正内容】
【図１】
【図３】
【図４】
【図５】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図２】
【図１２】
【図６】
【図７】
【図８】
フロントページの続き (71)出願人 592143633 ザ ユニヴァーシティ オブ ユタ ＴＨＥ ＵＮＩＶＥＲＳＩＴＹ ＯＦ Ｕ ＴＡＨ アメリカ合衆国 ユタ州 84112，ソルト レイク シティ （番地なし) (72)発明者 グラント ティ．グルバーグ アメリカ合衆国 ユタ州 84103，ソルト レイク シティ，イー．ノースクリフ ドライヴ 789 (72)発明者 ヒュー ティ．モーガン アメリカ合衆国 オハイオ州 44143，ハ イランド ハイツ，ダブリュ．ミル ドラ イヴ 1040 (72)発明者 チ − フア ツン アメリカ合衆国 ユタ州 84108，ソルト レイク シティ，ユニヴァーシティ ヴ ィレジ 329 (72)発明者 ジェンシェン ロウレンス ゼン アメリカ合衆国 ユタ州 84102，ソルト レイク シティ，サウス 1200 イー. 343 (72)発明者 ポール イー．クリスチャン アメリカ合衆国 ユタ州 84109，ソルト レイク シティ，ブルックボーン ロー ド 2944

Claims (25)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 検査域を中心にそれに面しながら移動す
    るように配設され、それぞれが、検査域からの放射線を
    捕捉し、その放射線を示す出力信号を発する３器のガン
    マカメラヘッドと、 検査域をはさんで各ヘッドのうちの１器に対向するよう
    に配設された透過放射線源とを含むことを特徴とするガ
    ンマカメラシステム。
  2. 【請求項２】 検査域中の被験者が、少なくとも第一の
    エネルギーレベルの放射性核種を注入され、放射線源が
    第二のエネルギーレベルの放射線を発し、各ガンマカメ
    ラヘッドが第一および第二のエネルギーレベルの出力信
    号を発し、 放射線源に対向するヘッドからの放射線源に相当する第
    二のエネルギーレベル信号を他２器のカメラヘッドによ
    って捕捉された他の光電ピーク放出光子にしたがって補
    正する手段をさらに含み、各カメラヘッドからの第二の
    エネルギーの出力信号が第二のエネルギー補正手段に接
    続されている請求項１記載のガンマカメラシステム。
  3. 【請求項３】 検査域中の被験者が放射性薬品を注入さ
    れ、放射線源に対向していない少なくともガンマカメラ
    ヘッドからの放射性薬品に相当する出力信号を補正し
    て、放射線源からの放射線を補償する手段をさらに含む
    請求項１記載のガンマカメラシステム。
  4. 【請求項４】 検査域中の被験者が放射性核種を注入さ
    れ、 放射線源に対向するヘッドからの透過放射線出力信号か
    ら減衰係数を決定する手段と、 ヘッドからの放出放射線信号から、放射性核種の分布を
    表わす減衰補正された画像を再構成する手段とをさらに
    含む請求項１記載のガンマカメラシステム。
  5. 【請求項５】 透過放射線源が、 線放射線源、 板放射線源、 点放射線源、 コリメータの入口面に比較して小さい平坦な長方形放射
    線源、 コリメータの入口面に比較して小さい円板放射線源およ
    び投光照明灯放射線源のうちの一つを含む請求項１記載
    のガンマカメラシステム。
  6. 【請求項６】 各ガンマカメラヘッドの放射線捕捉面に
    搭載されたコリメータをさらに含み、放射線源に対向す
    るガンマカメラヘッドに搭載されたコリメータが、 扇形光束コリメータ、 円錐光束コリメータ、 非点収差コリメータおよび並行コリメータのうちの一つ
    である請求項５記載のガンマカメラシステム。
  7. 【請求項７】 透過放射線源がＸ線管球および放射性核
    種の一方を含む請求項１記載のガンマカメラシステム。
  8. 【請求項８】 透過放射線源からの放射線がそこから検
    査域をはさんで反対側にある１器のヘッドに当たるよう
    に制限する放射線源コリメータ手段をさらに含む請求項
    １記載のガンマカメラシステム。
  9. 【請求項９】 放射線源を検査域に近づけ、また検査域
    から離すように移動させる手段をさらに含む請求項１記
    載のガンマカメラシステム。
  10. 【請求項10】 ガンマカメラヘッドを検査域を中心に円
    周方向に移動させる円周方向移動手段と、 ガンマカメラヘッドを検査域に近づけ、また検査域から
    離すように放射方向に移動させる放射方向移動手段と、 放射線源とそれに対向するヘッドとが互いに対して一定
    の間隔を維持するように少なくとも放射線源移動手段お
    よび放射方向移動手段を制御する制御手段とをさらに含
    む請求項９記載のガンマカメラシステム。
  11. 【請求項11】 検査域中の被験者から出る放射線を捕捉
    する、検査域に対面する複数のガンマカメラヘッドと、 各ヘッドのうちの１器が、検査域を横断した放射線源か
    らの透過放射線をさらに捕捉するように、検査域をはさ
    んでその１器のヘッドに対向するように配設された放射
    線源と、 ヘッドおよび放射線源を検査域を中心に円周方向に移動
    させる円周方向移動手段と、 ヘッドを検査域に近づけ、また検査域から離すように移
    動させる放射方向移動手段と、 該１器のヘッドからの捕捉された透過放射線データと、
    各ヘッドからの放出放射線データとを同時に処理して、
    検査域中の放出放射線の分布を表わす減衰補正された画
    像にする再構成手段とを含むことを特徴とするガンマカ
    メラシステム。
  12. 【請求項12】 放射線源を検査域に近づけ、また検査域
    から離すように移動させる手段と、 放射線源と１器のヘッドとが互いに対して一定の間隔を
    維持するように放射方向移動手段および放射線源を制御
    する制御手段とをさらに含む請求項11記載のガンマカメ
    ラシステム。
  13. 【請求項13】 再構成手段が、 透過放射線データから減衰補正値を計算する減衰データ
    処理手段と、 減衰補正値および放出データから、補正された画像表示
    を再構成する放出データ処理手段とを含む請求項11記載
    のガンマカメラシステム。
  14. 【請求項14】 ３ヘッド型ガンマカメラシステムからの
    放出投射信号を再構成して、減衰媒体中の放出放射線源
    の分布を示す画素化画像を描出する方法であって、 媒体を中心に各ヘッドを回転させながら放射線を媒体に
    通過させて各ヘッドのうちの１器に投射し、透過投射デ
    ータを捕集し、 媒体を中心に各ヘッドを回転させる間、媒体中に分布し
    た放出放射線源からの放出放射線を３器のヘッドによっ
    て捕捉し、放出投射データを捕集し、 透過投射データおよび放出投射データをそれらの間の漏
    話に関して補正し、 画素化空間の透過データから減衰係数を求め、 放出投射データ組および減衰係数組から、媒体中の放出
    放射線源の分布を表わす画像空間を再構成することを特
    徴とする方法。
  15. 【請求項15】 放射線を検査域に透過させる段階におい
    て、透過放射線が、Ｘ線管球からのＸ線ならびに、線放
    射線源、長方形放射線源、点放射線源、円板放射線源、
    線放射線源および投光照明灯放射線源のうちの一つから
    出るガンマ放射線の一方であり、 媒体からヘッドに通過する放射線を、扇形光束コリメー
    タ、円錐光束コリメータ、非点収差コリメータおよび並
    行コリメータの少なくとも一つによって平行にする段階
    をさらに含む請求項14記載の方法。
  16. 【請求項16】 透過投射を多ピーク放出放射性核種から
    の散乱および光電ピーク光子に関して補正することをさ
    らに含む請求項14記載の方法。
  17. 【請求項17】 放出放射線源および透過放射線源がそれ
    ぞれ第一および第二のエネルギーを有し、透過投射信号
    を補正する段階が、 第一および第二のエネルギーの放射線光子を各３器のヘ
    ッドによって測定し、 ヘッドのうちの１器の透過投射データから透過投射デー
    タの一部を減じて、補正された透過投射データを生成
    し、 補正された透過投射データから補正された透過画像表示
    を再構成し、補正された透過画像表示から減衰係数を求
    めることを含む請求項16記載の方法。
  18. 【請求項18】 透過放射線源と放出放射線源とが実質的
    に同じエネルギーを有し、透過投射データを漏話に関し
    て補正する段階が、 透過放射線源に対向していない２器のヘッドからの放出
    投射データを監視し、 透過放射線源にまっすぐ対向するヘッドの同時に測定し
    た透過投射データおよび放出投射データから、監視され
    た放出投射データを減じることを含む請求項14記載の方
    法。
  19. 【請求項19】 画素化空間の減衰係数を求める段階が、
    放出投射データを透過放射線源からの散乱に関して補正
    することを含む請求項14記載の方法。
  20. 【請求項20】 透過放射線源と放出放射線源とが異なる
    エネルギーを有し、補正段階が、 透過光子および放出光子のうち放出エネルギー範囲内に
    散乱する部分を３器のヘッドによって測定し、 ３器のヘッドの測定された放出投射データから測定部分
    を減じて、補正された放出投射データを生成し、このデ
    ータを放出放射線源分布の表示に再構成することを含む
    請求項19記載の方法。
  21. 【請求項21】 透過放射線源と放出放射線源とが同じエ
    ネルギーを有するものであり、補正段階が、 透過光子および放出光子のうち、放出エネルギー範囲内
    にあり、透過放射線源にまっすぐ対向していない２器の
    ヘッドによって検出された部分を測定し、 放射線源に対向していないヘッドの測定された透過投射
    データから該部分を減じて、減衰係数に再構成するため
    の補正された透過データを生成することを含む請求項19
    記載の方法。
  22. 【請求項22】 透過投射データと放出投射データとを同
    時に測定する方法であって、 第一のエネルギーの透過放射線光子を、減衰媒体の一方
    の側の放射線源から、透過放射線源から媒体をはさんで
    反対側に配設された第一のガンマカメラヘッドへと透過
    させ、 減衰媒体中に分布した放出放射線源からの放出放射線光
    子を第一のカメラヘッドおよび少なくとも１器のさらな
    るカメラヘッドによって検出し、 検出器ヘッドによって捕捉された第一のエネルギーの光
    子と第二のエネルギーの光子とを分けて、第一のエネル
    ギー透過投射データおよび第二のエネルギー放出投射デ
    ータを生成し、 放出投射データを第一のヘッドによって生成された透過
    投射データにしたがって補正することを特徴とする方
    法。
  23. 【請求項23】 第一のヘッドによって生成された透過投
    射データを他のヘッドによって生成された透過投射デー
    タにしたがって補正することをさらに含む請求項22記載
    の方法。
  24. 【請求項24】 被験者からの透過光子と放出光子とを同
    時に測定する方法であって、 透過放射線光子源からの透過放射線光子を被験者に通過
    するように向け、 被験者を透過した透過光子と、被験者中に分布した放出
    放射線源から出る放出光子とを第一のカメラヘッドによ
    って同時に検出し、 放出光子と散乱した透過光子とをさらなるカメラヘッド
    によって同時に検出し、 第一のヘッドからの出力データを他のヘッドからの出力
    データによって補正し、他のヘッドからの出力データを
    第一のヘッドからの出力データによって補正することを
    特徴とする方法。
  25. 【請求項25】 被験者中の放出放射線源の分布を測定す
    る方法であって、 被験者の一部切除した残りの部分にのみ放射線光子を透
    過させ、 被験者の一部切除した残りの部分を透過した透過放射線
    光子を検出し、 一部切除した残りの部分の検出された透過光子から被験
    者の放射線減衰特性を測定し、 被験者中に分布した放出放射線源によって発された放出
    放射線光子を検出し、 検出された放出放射線光子および減衰特性から、被験者
    中の放出放射線源の分布の表示を再構成することを特徴
    とする方法。
JP04174823A 1991-06-10 1992-06-09 同時透過・放出型集束断層撮影法 Expired - Fee Related JP3128634B2 (ja)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US07/712,676 1991-06-10
US07/712,676 US5210421A (en) 1991-06-10 1991-06-10 Simultaneous transmission and emission converging tomography

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JPH05302979A true JPH05302979A (ja) 1993-11-16
JP3128634B2 JP3128634B2 (ja) 2001-01-29

Family

ID=24863084

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP04174823A Expired - Fee Related JP3128634B2 (ja) 1991-06-10 1992-06-09 同時透過・放出型集束断層撮影法

Country Status (3)

Country Link
US (1) US5210421A (ja)
EP (1) EP0526970B1 (ja)
JP (1) JP3128634B2 (ja)

Cited By (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6965661B2 (en) 2001-06-19 2005-11-15 Hitachi, Ltd. Radiological imaging apparatus and radiological imaging method
US6973159B2 (en) 2002-03-20 2005-12-06 Hitachi, Ltd. Radiological imaging apparatus and radiological imaging method and radiological imaging support method
JP2006098411A (ja) * 2005-11-15 2006-04-13 Hitachi Ltd Ｐｅｔ装置及びｐｅｔ装置の制御方法
JP2008145442A (ja) * 2008-01-15 2008-06-26 Hitachi Ltd 放射線検査装置
JP2008524554A (ja) * 2004-10-15 2008-07-10 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ 核医学用検出器
JP2009058528A (ja) * 2008-12-01 2009-03-19 Hitachi Ltd 放射線検査装置
US7627082B2 (en) 2001-12-03 2009-12-01 Hitachi, Ltd. Radiological imaging apparatus
JP2010088670A (ja) * 2008-10-08 2010-04-22 Toshiba Corp Ｘ線診断装置
JP2012123011A (ja) * 2012-02-06 2012-06-28 Hitachi Ltd 放射線検査装置
JP2013532280A (ja) * 2010-06-04 2013-08-15 ニューロロジカ・コーポレーション 高分解能単光子放出コンピュータ断層撮影（ｓｐｅｃｔ）システム

Families Citing this family (94)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5376795A (en) * 1990-07-09 1994-12-27 Regents Of The University Of California Emission-transmission imaging system using single energy and dual energy transmission and radionuclide emission data
US5210421A (en) 1991-06-10 1993-05-11 Picker International, Inc. Simultaneous transmission and emission converging tomography
US5479021A (en) * 1991-06-10 1995-12-26 Picker International, Inc. Transmission line source assembly for spect cameras
US5338936A (en) * 1991-06-10 1994-08-16 Thomas E. Kocovsky, Jr. Simultaneous transmission and emission converging tomography
US5481115A (en) * 1991-06-10 1996-01-02 University Of Utah, The Electronic calibration of single photon emission computed tomography cameras
US5323007A (en) * 1992-02-07 1994-06-21 Univ. Of Chicago Development Corp. Argonne National Laboratories Method of recovering tomographic signal elements in a projection profile or image by solving linear equations
US5390225A (en) * 1992-06-29 1995-02-14 Siemens Medical Systems, Inc. Mapping slices of the human body into regions having a constant linear attenuation coefficient for correcting images acquired during a nuclear medicine study for attenuation artifacts
FR2697918B1 (fr) * 1992-11-10 1994-12-30 Gen Electric Dispositif de scintigraphie.
US5587585A (en) * 1993-06-02 1996-12-24 Eisen; Yosef Light weight gamma-camera head and gamma-camera assemblies containing it
IL105881A (en) * 1993-06-02 1995-10-31 Israel State A lightweight head for a gamma camera and a gamma camera assembly that includes it
US5939724A (en) * 1993-06-02 1999-08-17 State Of Israel, The, Atomic Energy Commission, Soreo Nuclear Research Center Light weight-camera head and-camera assemblies containing it
FR2706043B1 (fr) * 1993-06-02 1995-07-07 Commissariat Energie Atomique Installation et procédé de reconstruction d'images tridimensionnelles.
EP0649117A3 (en) * 1993-10-15 1996-01-31 George S Allen Process for the production of medical images.
US5449913A (en) * 1993-11-03 1995-09-12 Chang; Wei Apparatus for producing attenuation scan
US5391877A (en) * 1994-01-26 1995-02-21 Marks; Michael A. Combined imaging scanner
FR2721411B1 (fr) * 1994-06-15 1996-08-23 Sopha Medical Procédé d'acquisition en médecine nucléaire d'une image en transmission.
US5552605A (en) * 1994-11-18 1996-09-03 Picker International, Inc. Motion correction based on reprojection data
US5532490A (en) * 1994-12-27 1996-07-02 The University Of Utah Displaced center-of-rotation fan-beam tomography for cardiac imaging
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
FR2733841B1 (fr) * 1995-05-04 1997-05-30 Commissariat Energie Atomique Procede de realisation de la cartographie d'emission d'un corps corrigee de l'attenuation par ce corps
US5598003A (en) * 1995-05-11 1997-01-28 Adac Laboratories Large field of view transmission and small field of view emission scan within gamma camera system
US5871013A (en) * 1995-05-31 1999-02-16 Elscint Ltd. Registration of nuclear medicine images
US7110587B1 (en) * 1995-05-31 2006-09-19 Ge Medical Systems Israel Ltd. Registration of nuclear medicine images
US5650625A (en) * 1995-06-16 1997-07-22 Siemens Medical Systems, Inc. Two-dimensional radiation emitter for attenuation correction in nuclear medicine studies
US5576545A (en) * 1995-06-16 1996-11-19 Siemens Medical Systems, Inc. Line source for attenuation correction in nuclear medicine studies and apparatus and methods for using the source
JPH095443A (ja) * 1995-06-23 1997-01-10 Toshiba Corp 核医学診断装置
US5565684A (en) * 1995-06-30 1996-10-15 The University Of Utah Three-dimensional SPECT reconstruction of combined cone-beam and fan-beam data
FR2736178B1 (fr) * 1995-06-30 1997-07-25 Commissariat Energie Atomique Procede d'acquisition d'images en transmission d'un corps soumis a un rayonnement
US5625660A (en) * 1995-06-30 1997-04-29 Picker International, Inc. Image reconstruction from helical partial cone-beam data
JP3373720B2 (ja) * 1996-03-25 2003-02-04 株式会社日立メディコ Ｘ線断層撮影装置
US5672877A (en) * 1996-03-27 1997-09-30 Adac Laboratories Coregistration of multi-modality data in a medical imaging system
NL1003081C2 (nl) 1996-05-10 1997-11-18 Frederik Johannes Beekman Convergerende collimatoren gecombineerd met bewegende energievensters en virtueel kleine puntbronnen voor het maken van betere transmissieopnamen van objecten die gammastraling uitzenden.
US5834780A (en) * 1996-05-29 1998-11-10 Picker International, Inc. Scanning line source for gamma camera
FR2752948B1 (fr) 1996-09-05 1998-11-13 Smv Int Acquisition simultanee de coups transmis et de coups emis pour une gamma camera
US6171243B1 (en) * 1997-05-30 2001-01-09 Picker International, Inc. Combination of collimated and coincidence information for positron imaging
US5909476A (en) * 1997-09-22 1999-06-01 University Of Iowa Research Foundation Iterative process for reconstructing cone-beam tomographic images
US6381349B1 (en) 1997-11-12 2002-04-30 The University Of Utah Projector/backprojector with slice-to-slice blurring for efficient 3D scatter modeling
US6539103B1 (en) * 1997-11-12 2003-03-25 The University Of Utah Method and apparatus for image reconstruction using a knowledge set
US6201247B1 (en) 1998-04-02 2001-03-13 Picker International, Inc. Line source for gamma camera
JP4170449B2 (ja) 1998-07-07 2008-10-22 株式会社東芝 トランスミッションｃｔのトランケーション補正装置、核医学診断装置及びトランケーション補正方法
US6271524B1 (en) 1998-08-05 2001-08-07 Elgems, Ltd. Gamma ray collimator
CA2252993C (en) * 1998-11-06 2011-04-19 Universite De Sherbrooke Detector assembly for multi-modality scanners
US6310968B1 (en) * 1998-11-24 2001-10-30 Picker International, Inc. Source-assisted attenuation correction for emission computed tomography
US6346706B1 (en) * 1999-06-24 2002-02-12 The Regents Of The University Of Michigan High resolution photon detector
DE10007306A1 (de) * 2000-02-17 2001-08-23 Macrotron Process Technologies Röntgensystem
US8565860B2 (en) 2000-08-21 2013-10-22 Biosensors International Group, Ltd. Radioactive emission detector equipped with a position tracking system
US8909325B2 (en) 2000-08-21 2014-12-09 Biosensors International Group, Ltd. Radioactive emission detector equipped with a position tracking system and utilization thereof with medical systems and in medical procedures
WO2005119025A2 (en) 2004-06-01 2005-12-15 Spectrum Dynamics Llc Radioactive-emission-measurement optimization to specific body structures
US8489176B1 (en) 2000-08-21 2013-07-16 Spectrum Dynamics Llc Radioactive emission detector equipped with a position tracking system and utilization thereof with medical systems and in medical procedures
US6787777B1 (en) 2000-11-09 2004-09-07 Koninklijke Philips Electronics, N.V. Nuclear imaging system and method using segmented field of view
US20020073441A1 (en) 2000-12-13 2002-06-13 Ross Brian D. Compositions and methods for detecting proteolytic activity
JP4031618B2 (ja) * 2001-02-28 2008-01-09 安西メディカル株式会社 放射線源検出装置
EP1316818A3 (en) * 2001-12-03 2012-04-11 Hitachi, Ltd. Radiological imaging apparatus
US7577228B2 (en) * 2002-10-28 2009-08-18 General Electric Company Transportable manufacturing facility for radioactive materials
US7103233B2 (en) * 2002-10-31 2006-09-05 Ge Medical Systems Global Technology Company, Llc Methods and apparatus for determining component alignment
EP1573495B1 (en) 2002-11-04 2009-11-04 Spectrum Dynamics LLC Apparatus and methods for imaging and attenuation correction
EP1711618B1 (en) 2003-12-23 2010-08-04 Mount Sinai Hospital Corporation Methods for detecting markers associated with endometrial disease or phase
US9040016B2 (en) 2004-01-13 2015-05-26 Biosensors International Group, Ltd. Diagnostic kit and methods for radioimaging myocardial perfusion
US9470801B2 (en) 2004-01-13 2016-10-18 Spectrum Dynamics Llc Gating with anatomically varying durations
US10964075B2 (en) 2004-01-13 2021-03-30 Spectrum Dynamics Llc Gating with anatomically varying durations
US8586932B2 (en) 2004-11-09 2013-11-19 Spectrum Dynamics Llc System and method for radioactive emission measurement
US8571881B2 (en) 2004-11-09 2013-10-29 Spectrum Dynamics, Llc Radiopharmaceutical dispensing, administration, and imaging
WO2005067383A2 (en) 2004-01-13 2005-07-28 Spectrum Dynamics Llc Multi-dimensional image reconstruction
US7323689B2 (en) * 2004-09-24 2008-01-29 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Attenuation correction in nuclear medicine studies by simultaneous transmission and emission data measurement and estimation of emission-to-transmission crosstalk
US7397893B2 (en) * 2004-09-27 2008-07-08 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Method and apparatus for simultaneous emission and transmission spect using oblique line sources
US8615405B2 (en) 2004-11-09 2013-12-24 Biosensors International Group, Ltd. Imaging system customization using data from radiopharmaceutical-associated data carrier
US9316743B2 (en) 2004-11-09 2016-04-19 Biosensors International Group, Ltd. System and method for radioactive emission measurement
US8423125B2 (en) 2004-11-09 2013-04-16 Spectrum Dynamics Llc Radioimaging
US9943274B2 (en) 2004-11-09 2018-04-17 Spectrum Dynamics Medical Limited Radioimaging using low dose isotope
US8606349B2 (en) 2004-11-09 2013-12-10 Biosensors International Group, Ltd. Radioimaging using low dose isotope
US10136865B2 (en) 2004-11-09 2018-11-27 Spectrum Dynamics Medical Limited Radioimaging using low dose isotope
WO2008059489A2 (en) 2006-11-13 2008-05-22 Spectrum Dynamics Llc Radioimaging applications of and novel formulations of teboroxime
JP4731571B2 (ja) * 2004-12-17 2011-07-27 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ 反復再構成用の打切り補償アルゴリズム
CN100450564C (zh) * 2005-01-28 2009-01-14 深圳市海博科技有限公司 一种放射治疗装置
EP1908011B1 (en) 2005-07-19 2013-09-04 Spectrum Dynamics LLC Reconstruction stabilizer and active vision
US8837793B2 (en) 2005-07-19 2014-09-16 Biosensors International Group, Ltd. Reconstruction stabilizer and active vision
CN101278318B (zh) * 2005-10-05 2012-05-16 皇家飞利浦电子股份有限公司 使用替代图像进行pet图像重建的方法和系统
US7348564B2 (en) * 2005-12-12 2008-03-25 General Electric Company Multi modality imaging methods and apparatus
US8894974B2 (en) 2006-05-11 2014-11-25 Spectrum Dynamics Llc Radiopharmaceuticals for diagnosis and therapy
WO2008075362A2 (en) 2006-12-20 2008-06-26 Spectrum Dynamics Llc A method, a system, and an apparatus for using and processing multidimensional data
WO2009013661A2 (en) * 2007-07-26 2009-01-29 Koninklijke Philips Electronics N.V. Motion correction in nuclear imaging
US8521253B2 (en) 2007-10-29 2013-08-27 Spectrum Dynamics Llc Prostate imaging
CA2618163A1 (en) 2008-02-07 2009-08-07 K. W. Michael Siu Head and neck cancer biomarkers
EP2283464B1 (en) * 2008-05-21 2015-01-21 Koninklijke Philips N.V. Method and apparatus for scatter correction
US8781199B2 (en) 2009-03-24 2014-07-15 Koninklijke Philips N.V. Hybrid dual-modality image processing system and method
WO2010137900A2 (ko) 2009-05-27 2010-12-02 전남대학교 산학협력단 선택적 경색 조직 타겟팅 박테리아 및 그의 용도
US8338788B2 (en) 2009-07-29 2012-12-25 Spectrum Dynamics Llc Method and system of optimized volumetric imaging
KR101199570B1 (ko) 2009-09-09 2012-11-13 경북대학교 산학협력단 신규한 테트라아자 거대고리 화합물, 제조방법 및 그 용도
US20110110570A1 (en) * 2009-11-10 2011-05-12 Avi Bar-Shalev Apparatus and methods for generating a planar image
US20150065869A1 (en) * 2013-09-03 2015-03-05 Prescient Imaging LLC Low noise transmission scan simultaneous with positron emission tomography
NL2012546B1 (nl) 2014-04-02 2016-02-15 Milabs Bv Scannen van een menselijk lichaamsdeel met door het lichaamsdeel uitgezonden hoogenergetische straling.
MA47111A (fr) 2016-12-22 2019-10-30 Univ Wake Forest Health Sciences Agents ciblant sirpgamma destinés à être utilisés dans le traitement du cancer
CN110361770B (zh) * 2019-07-19 2023-01-10 四川轻化工大学 扇形阵列探测器层析γ扫描核废物桶检测装置及检测方法
CN113049612A (zh) * 2021-03-15 2021-06-29 中国原子能科学研究院 一种分段伽马测量装置及测量方法

Family Cites Families (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4670657A (en) * 1985-03-29 1987-06-02 Siemens Gammasonics, Inc. Astigmatic collimator
AU5963890A (en) * 1989-06-30 1991-01-17 H. Charles Kaplan Transmission/emission registered image (teri) computed tomography scanners
JPH0619439B2 (ja) * 1989-08-04 1994-03-16 株式会社東芝 Ｓｐｅｃｔ装置
US5210421A (en) 1991-06-10 1993-05-11 Picker International, Inc. Simultaneous transmission and emission converging tomography

Cited By (18)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6976784B2 (en) 2001-06-19 2005-12-20 Hitachi, Ltd. Radiological imaging apparatus and radiological imaging method
US6965661B2 (en) 2001-06-19 2005-11-15 Hitachi, Ltd. Radiological imaging apparatus and radiological imaging method
US7634048B2 (en) 2001-12-03 2009-12-15 Hitachi Ltd. Radiological imaging apparatus
US8116427B2 (en) 2001-12-03 2012-02-14 Hitachi, Ltd. Radiological imaging apparatus
US7986763B2 (en) 2001-12-03 2011-07-26 Hitachi, Ltd. Radiological imaging apparatus
US7627082B2 (en) 2001-12-03 2009-12-01 Hitachi, Ltd. Radiological imaging apparatus
US6973159B2 (en) 2002-03-20 2005-12-06 Hitachi, Ltd. Radiological imaging apparatus and radiological imaging method and radiological imaging support method
US7053376B2 (en) 2002-03-20 2006-05-30 Hitachi, Ltd. Radiological imaging apparatus and radiological imaging method and radiological imaging support method
US7127026B2 (en) 2002-03-20 2006-10-24 Hitachi, Ltd. Radiological imaging apparatus and radiological imaging method and radiological imaging support method
US7355181B2 (en) 2002-03-20 2008-04-08 Hitachi, Ltd. Radiological imaging apparatus and radiological imaging method and radiological imaging support method
US7759646B2 (en) 2002-03-20 2010-07-20 Hitachi, Ltd. Radiological imaging apparatus and radiological imaging method and radiological imaging support method
JP2008524554A (ja) * 2004-10-15 2008-07-10 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ 核医学用検出器
JP2006098411A (ja) * 2005-11-15 2006-04-13 Hitachi Ltd Ｐｅｔ装置及びｐｅｔ装置の制御方法
JP2008145442A (ja) * 2008-01-15 2008-06-26 Hitachi Ltd 放射線検査装置
JP2010088670A (ja) * 2008-10-08 2010-04-22 Toshiba Corp Ｘ線診断装置
JP2009058528A (ja) * 2008-12-01 2009-03-19 Hitachi Ltd 放射線検査装置
JP2013532280A (ja) * 2010-06-04 2013-08-15 ニューロロジカ・コーポレーション 高分解能単光子放出コンピュータ断層撮影（ｓｐｅｃｔ）システム
JP2012123011A (ja) * 2012-02-06 2012-06-28 Hitachi Ltd 放射線検査装置

Also Published As

Publication number Publication date
EP0526970A2 (en) 1993-02-10
EP0526970B1 (en) 2001-08-29
EP0526970A3 (en) 1993-11-18
JP3128634B2 (ja) 2001-01-29
US5210421A (en) 1993-05-11

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP3128634B2 (ja) 同時透過・放出型集束断層撮影法
US5338936A (en) Simultaneous transmission and emission converging tomography
US5903008A (en) Scatter correction methods and systems in single photon emission computed tomography
US6388244B1 (en) Virtual contouring for transmission scanning in spect and pet studies
EP1006370B1 (en) Image reconstruction in tomography
US6628983B1 (en) Nuclear imaging systems and methods with feature-enhanced transmission imaging
RU2606561C2 (ru) Компенсация усечения для итерационной реконструкции в компьютерной томографии (кт) с коническим пучком в комбинированных системах офэкт/кт
US5376795A (en) Emission-transmission imaging system using single energy and dual energy transmission and radionuclide emission data
JP6133089B2 (ja) エミッション・データに基づいた核医学イメージングにおける減衰補償のためのシステム及び方法
US5923038A (en) Partial angle tomography scanning and reconstruction
JP5336364B2 (ja) 散乱放射線の割合に応じたｘ線検出器の利得校正
US7734076B2 (en) Material decomposition image noise reduction
US20150003591A1 (en) Nuclear imaging system
US6211523B1 (en) Autocontouring device for gamma camera using radioactive source and transverse motion
JP2002172114A (ja) 被検体のコンピュータ断層ｘ線写真の形成方法及び装置
US6661865B1 (en) Variable axial shielding for pet imaging
CN101080651B (zh) 成像系统及成像方法
US6429433B1 (en) Continuous rotation sampling scheme for transmission radiation corrected gamma cameras
JP2022113115A (ja) ビームハードニング補正方法、ｘ線ｃｔ装置及びビームハードニング補正プログラム
US12514530B2 (en) Systems and methods for image artifact mitigation with targeted modular calibration
EP1132757A2 (en) Transmission radiation corrected gamma cameras
EP0747728B1 (en) Improved gamma camera imaging system
Gibby X-ray computed tomography
Lawson Gamma Camera SPECT
JPH08304309A (ja) 物体の放射線量分布図を該物体による減衰に対する補正の後に製作する方法

Legal Events

Date Code Title Description
R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20071117

Year of fee payment: 7

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20081117

Year of fee payment: 8

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20081117

Year of fee payment: 8

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20091117

Year of fee payment: 9

LAPS Cancellation because of no payment of annual fees