JPH095440A - 非一様減衰補正を含む二重ｓｐｅｃｔ・ｐｅｔ撮影用のマルチヘッド核医学カメラ - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 （修正有） 【課題】 ＳＰＥＣＴ撮影とＰＥＴ撮影のどちらかを実
行するように自動的に切り替えることができる二重核ヘ
ッド核カメラ・システムを提供する。 【解決手段】 二重ヘッド検出器８０，８０′は、ＰＥ
Ｔ撮影向けの同時検出とＳＰＥＣＴ撮影向けの非同時検
出を行うことができるように切替可能なトリガ回路を含
む。このシステムは、プログラム可能な積分間隔による
可変積分技法とセントロイド計算用の可変寸法クラスタ
を使用し、かつ１ＰＭＴクラスタ当たり二重の積分器を
使用する。カメラ・システムの事象検出・収集回路は、
ＰＥＴ撮影およびＳＰＥＣＴ撮影向けに切り替えること
ができる。そのような切替可能なＳＰＥＣＴ／ＰＥＴ二
重ヘッド・カメラ・システムにおいて、２つの線源およ
び２つの検出器を用いて透過走査セッションおよび放出
走査セッションを実行し、２つのスライディング透過検
出窓を使用して透過光子と放出光子とを区別する。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、核医療システムの
分野に関する。詳細には、本発明は、シンチレーション
検出器用の信号処理システムに関する。

【０００２】

【従来の技術】シングルフォトンＥＣＴ（ＳＰＥＣＴ）
を実行するガンマ・カメラは、かなり前から核医療にお
いて使用されている。Ａｎｇｅｒが１９５０年代にその
ようなシステムを提案し開発したが、画像収集ならびに
画像再生用の高速ディジタル・コンピュータ・システム
が導入されたことによってこのシステムは大幅に修正さ
れ改良されている。しかし、ＳＰＥＣＴカメラ・システ
ムは、シンチレーション検出器内でシンチレーション結
晶の前方に設置されたコリメータを使用する。このコリ
メータは、ある狭い入射角度の光線しか実際に結晶を透
過しないように入射ガンマ光線をコリメートするために
使用される。ＳＰＥＣＴ撮影は、核医療で広範囲に使用
され、有益な画質を提供しているが、コリメータは核医
療画像に画像劣化の原因を導入しており、ＳＰＥＣＴシ
ステムによって得られる解像度および画質をある程度低
減させる傾向がある。

【０００３】画像収集および処理用の比較的高速の検出
電子機器およびコンピュータ・システムが導入されたこ
とによって、ポジトロンＥＴ（ＰＥＴ）を実行するカメ
ラも核医療において使用されている。このようなＰＥＴ
カメラ・システムは、ＳＰＥＣＴシステムで使用されて
いる形態のシンチレーション検出器を使用するが、コリ
メータは使用しない。ＰＥＴシステムでは、（それぞれ
の異なるシンチレーション検出器中の）２本のガンマ線
の同時検出を使用して画像情報が算出される。２つのシ
ンチレーション検出器を使用するＰＥＴシステムは、１
９７６年２月１日にＩＥＥＥ Ｔｒａｎｓａｃｔｉｏｎ
ｓ ｏｎ Ｎｕｃｌｅａｒ Ｓｃｉｅｎｃｅ第ＮＳ−２
３巻、第１号で発表された”Ｐｅｒｆｏｒｍａｎｃｅ
Ｐａｒａｍｅｔｅｒｓ ｏｆ ａ Ｐｏｓｉｔｒｏｎ
Ｉｍａｇｉｎｇ Ｃａｍｅｒａ”と題する、Ｇｅｒｄ
Ｍｕｅｈｌｌｅｈｎｅｒ、Ｍ．Ｐ．Ｂｕｃｈｉｎ、Ｊ．
Ｈ．Ｄｕｄｅｋによって提示された論文と、”Ｐｅｒｆ
ｏｒｍａｎｃｅ Ｐａｒａｍｅｔｅｒｓ ｏｆ ａ Ｌ
ｏｎｇｉｔｕｄｉｎａｌ ＴｏｍｏｇｒａｐｈｉｃＰｏ
ｓｉｔｒｏｎ Ｉｍａｇｉｎｇ Ｓｙｓｔｅｍ”（Ｐａ
ａｎｓ， ｄｅＧｒａａｆ， Ｗｅｌｌｅｗｅｅｒｄ，
Ｖａａｌｂｕｒｇ ａｎｄ Ｗｏｌｄｒｉｎｇ，Ｎｕ
ｃｌｅａｒ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ ａｎｄ Ｍｅｔ
ｈｏｄｓ，第１９２巻、第２、３号、１９８２年２月１
日、４９１ページないし５００ページ）と題する論文に
記載されている。ＰＥＴシステムは、より高いエネルギ
ーのガンマ光線を使用しコリメータをなくすることによ
って、ＳＰＥＣＴシステムに勝る大幅に向上した画像解
像度および画質を提供する。ＰＥＴシステムにはコリメ
ータがないので、検出される計数率は、ＳＰＥＣＴカメ
ラ・システムよりもＰＥＴカメラの方が高い。これらの
カメラ・システムは共に、それぞれの異なる検出電子機
器およびその他の回路を使用するが、ＰＥＴシステムと
ＳＰＥＣＴシステムは共にシンチレーション検出器を使
用する。

【０００４】ＳＰＥＣＴシステム用の検出ハードウェア
とＰＥＴシステム用の検出ハードウェアは、システムが
事象を検出し記録する方法に関して異なり、ＰＥＴシス
テムがＳＰＥＣＴシステムよりも高い計数率で動作する
という点でも異なる。さらに、ＳＰＥＣＴシステムは、
ＰＥＴシステムとは異なる放射性核種を使用し、ＰＥＴ
システムとは異なるエネルギー・レベルのガンマ光線を
検出する。このため、ＳＰＥＣＴシステムおよびＰＥＴ
システムは核医療の範囲内では使い勝手がよく有用であ
るが、従来技術では、ＰＥＴ撮影とＳＰＥＣＴ撮影にそ
れぞれの異なるカメラ・システムが実施され供給されて
いる。したがって、ＳＰＥＣＴ撮影およびＰＥＴ撮影を
実施したい施設では、かなり高額の経費をかけて２つの
別々のカメラ・システムを得る必要がある。

【０００５】

【発明が解決しようとする課題】構成可能な単一のシス
テム内でＳＰＥＣＴ撮影技法とＰＥＴ撮影技法の両方を
実施する能力を提供する核カメラ・システムを提供する
と有利である。したがって、２つの別々のシステムを得
る経費を有利に回避することができる。本発明はそのよ
うな有利な機能を提供する。

【０００６】さらに、非一様光子減衰は、ＰＥＴカメラ
・システムおよびＳＰＥＣＴカメラ・システムを使用し
て収集された画像の定量精度に影響を与え、障害検出に
関するこれらのシステムの感度を低減させる恐れのある
重要な因子である。非一様光子減衰は、放射性薬剤を含
む器官から放出された放射に干渉し、それを 部分的に
吸収することによって画像を劣化させる。ＰＥＴシステ
ムおよびＳＰＥＣＴシステム内の光子減衰は、障害の誤
った陽性検出をもたらし、あるいは障害の検出を失敗さ
せる恐れのある画像アーチファクトおよびその他のひず
みも導入することによって画像を劣化させる傾向があ
る。光子減衰の効果は、胸郭に起因する非一様減衰の結
果として心臓検査では特に複雑である。

【０００７】透過形コンピュータ断層撮影法（ＴＣＴ）
は、非一様減衰補正分布を生成する方法として使用する
ことができる。透過走査では、放射源が、所望の対象物
または患者を通じて関連するシンチレーション検出器の
方へ送られる。透過画像データは、既知の放射源（たと
えば、線、またはシート、またはフラッド）を使用して
収集される。透過データの収集をＳＰＥＣＴ放出または
ＰＥＴ検査とは別に実行する場合、追加データ収集時間
が必要であり、透過データおよび放出データの収集は、
データ収集セッション間に患者（たとえば、「対象
物」）が移動するための位置ずれの影響を受けやすい。
ＳＰＥＣＴモードとＰＥＴモードとの間で切り替えるこ
とができる二重ヘッド・カメラ・システム内で減衰補正
を行うと有利である。本発明は、そのような有利な機能
を提供する。

【０００８】透過検査は、ＳＰＥＣＴ放出検査と同時に
実行することができる。他にも利点はあるが、（ＳＰＥ
ＣＴモードで）透過データと放出データの両方を同時に
収集すると、位置ずれの影響が低減される。単一のシン
チレーション検出器を有するガンマ・カメラの場合、シ
ンチレーション検出器の視野に関連するスライディング
窓または「バンド」を使用して線源と共に移動し、ガン
マ・カメラが、検出された透過光子と放出光子とを区別
できるようにするのを助けることが知られている。たと
えば、１９９３年１０月にＪｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｎｕ
ｃｌｅａｒ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ第３４巻第１０号で発表
されたＰａｔｒｉｃｋ Ｔａｎ等による”Ａ Ｓｃａｎ
ｎｉｎｇ Ｌｉｎｅ Ｓｏｕｒｃｅ ｆｏｒ Ｓｉｍｕ
ｌｔａｎｅｏｕｓ Ｅｍｉｓｓｉｏｎ ａｎｄ Ｔｒａ
ｎｓｍｉｓｓｉｏｎ Ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔｓ ｉｎ
ＳＰＥＣＴ”と題する論文を参照されたい。この文献
は単一の移動検出ヘッドを有する単一の走査線源を使用
することを開示している。

【０００９】しかし、Ｔａｎ等によって提示されたこの
解決策は、（たとえば、二重ヘッド検出器システム内
の）２つのシンチレーション検出器を使用する放出検査
での「側散乱」や「クロストーク」には適切に対処しな
い。放出検査でのクロストークのために、（たとえば、
コンプトン散乱によってもたらされる）対象物から散乱
する透過光子が検査され、シンチレーション検出器によ
って誤って放出光子として検出される。二重検出器ガン
マ・カメラでは、所与の検出器に関連する線源から放射
された透過光子が、他方の検出器によって誤って妥当な
放出光子として（たとえば、散乱後）検出されることが
ある。こうなるのは、散乱した光子が、散乱角度の関数
としてエネルギーを失い、エネルギ・レベルを変化させ
るからである。対象物から散乱した放出光子からクロス
トークが発生することもある。二重ヘッド・ガンマ・カ
メラでは、検出されたデータに対して後処理動作を実行
することによってクロストークの影響への対処がなされ
ている。この後処理動作は時間がかかり、完全に正確で
あるわけではない。したがって、側散乱した光子の検出
をなくすることによって、そのような後処理ステップを
不要にすると有利である。

【００１０】単一のガンマ・カメラ検出器に関連する単
一のスライディング検出窓を使用しても、二重検出器シ
ステムでのクロストークは防止されない。二重検出器カ
メラ・システム内で動作することができ、クロストーク
のための放出光子の誤った検出を実際上なくするシステ
ムが必要である。本発明は、そのようなシステムおよび
解決策を提供する。

【００１１】さらに、ＥＣＴ運動時に所望の対象物の運
動を追跡するように設計された追跡ズーム領域（たとえ
ば、窓領域）を使用する二重検出器ガンマ・カメラ・シ
ステムもある。このシステム内では、検出器が対象物の
周りのＥＣＴ運動を介して回転するにつれて、検出器の
ズーム領域が変化する。追跡ズーム領域に関して論じて
いる、１９９４年４月１９日に発行され本発明の出願人
に譲渡された「Ａｐｐａｒａｔｕｓ ａｎｄ Ｍｅｔｈ
ｏｄ ｆｏｒ Ａｕｔｏｍａｔｉｃ Ｔｒａｃｋｉｎｇ
ｏｆ ａ Ｚｏｏｍｅｄ Ｓｃａｎ Ａｒｅａ ｉｎ
ａ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｃａｍｅｒａ Ｓｙｓｔｅｍ」
と題する米国特許第５３０４８０６号を参照されたい。
本発明は、上記のシステムとの有利な組合せを提供す
る。

【００１２】したがって、本発明は、ＳＰＥＣＴ撮影動
作モードとＰＥＴ撮影動作モードとの間で切り替えるこ
とができる二重ヘッド・カメラ・システム内の非一様減
衰に対する画像データ補正を行う。本発明の他の目的
は、透過収集および放出収集時の検出器間のクロストー
クをなくする、二重ヘッド・システム中のそのようなシ
ステムを提供することである。本発明の他の目的は、シ
ンチレーション検出器の追跡ズーム領域またはシンチレ
ーション検出器対の追跡ズーム領域に関連して有効に使
用することもできる前述のような機構および方法を提供
することである。本発明のこれらの目的、および上記で
は具体的に述べなかったその他の目的は、本明細書中の
本発明の議論内で明らかになろう。

【００１３】

【課題を解決するための手段】ＳＰＥＣＴ撮影またはＰ
ＥＴ撮影を実施するように自動的に切り替えることがで
き（かつ最適化され）、また非一様減衰補正を行うこと
ができるマルチヘッド検出器核カメラ・システムについ
て説明する。このカメラ・システムは、一実施形態で
は、二重ヘッド・シンチレーション検出器を有するマル
チ検出器構成を使用するが、２つよりも多くの検出器ヘ
ッドと共に実施することができる。検出器は、ＰＥＴ撮
影用の同時検出およびＳＰＥＣＴ撮影用の非同時検出を
行うことができ、かつ自動的に選択できるように切替可
能なトリガ回路を含む。プログラム可能な積分間隔によ
る可変情報技法を使用して、カメラ・システムの事象検
出・収集回路を、ＰＥＴ撮影およびＳＰＥＣＴ撮影向け
に最適化されたそれぞれの異なるエネルギー分布および
計数率の事象を検出するように切り替えることができ
る。一方のモードでは、比較的大きな積分間隔がＳＰＥ
ＣＴ撮影用に選択され、ＰＥＴモード用には比較的短い
積分間隔が選択される。このシステムは、ＰＥＴモード
またはＳＰＥＣＴモードで一度に１検出器当たりに複数
の事象を収集する各シンチレーション検出チャネル上の
二重積分器も含む。システムは、ＰＥＴモードまたはＳ
ＰＥＣＴモードで、ＰＥＴ撮影にはより小さなクラスタ
寸法を有し、ＳＰＥＣＴ用には比較的大きなクラスタ寸
法を有する可変ＰＭＴクラスタ寸法付けも使用する。シ
ステムは、ＰＥＴモードまたはＳＰＥＣＴモードで、可
変セントロイド形状及びゾーン・トリガリングも使用す
る。このカメラ・システムは、前述のプログラム可能な
設定を使用して、ＳＰＥＣＴ撮影モードとＰＥＴ撮影モ
ードのどちらかで動作するように自動的に構成すること
ができる。

【００１４】このカメラ・システムは、コンピュータの
制御の下でＳＰＥＣＴモードで動作するように命令され
ると自動的に、より長い積分間隔を検出器にロードし、
より大きな寸法のクラスタを生成できるようにＰＭＴア
ドレス・テーブルをプログラムし、コリメータが設置さ
れるのを待ち、自動的にトリガ検出モードを非同時にセ
ットする。さらに、このカメラ・システムは、コンピュ
ータの制御の下でＰＥＴモードで動作するように命令さ
れると自動的に、より短い積分間隔を検出器にロード
し、より小さな寸法のクラスタを生成できるようにＰＭ
Ｔアドレス・テーブルをプログラムし、コリメータが取
り外されるのを待ち、自動的にトリガ検出モードを同時
検出にセットする。ＳＰＥＣＴモードではＳＰＥＣＴ再
構成手順が適用され、ＰＥＴモードではＰＥＴ再構成手
順が適用される。

【００１５】２つの線源および２つの検出器によって透
過走査セッションおよび放出走査セッションを実行し、
２つのスライディング透過検出窓を使用して、透過とＳ
ＰＥＣＴ放出を同時に撮影する際に透過光子と放出光子
とを区別する機構および方法が、前述のＳＰＥＣＴ／Ｐ
ＥＴ二重ヘッド・カメラ・システム内で実施される。透
過データとＳＰＥＣＴ放出データは同時に収集すること
ができる。このシステムでは、二重透過検出窓がそれぞ
れ、特定の線源に関連付けられ、関連する線源と同期的
に移動する。さらに、２つの線源および２つの検出器窓
はすべて、走査中の対象物の長軸の方向に同期的に動作
し、所与の位置では、そのすべてが、対象物の長軸を横
切る所与の空間平面内にある。この構成では、このシス
テムは、検出器によって検出されたクロストーク（たと
えば、所与の検出器によって検出されるが、検出器の関
連する線源のために発生したものではない散乱光子放
射）の量を有効に低減させることができる。このシステ
ムの構成は、（たとえば、心臓検査に使用される）検出
器表面を横切る追跡ズーム領域を使用するシステムと共
に有効に動作する。この組合せを使用すると、ＳＰＥＣ
Ｔ／ＰＥＴカメラ・システムはＰＥＴ走査（１８０°）
および透過走査（９０°）を実行するように構成するこ
とができ、透過走査によってＰＥＴ再構成画像を非一様
減衰に対して補正することができる。同様に、このシス
テムは、ＳＰＥＣＴ再構成画像が同様に非一様減衰に関
して補正される透過走査を含むＳＰＥＣＴ撮影向けに構
成することができる。

【００１６】

【発明の実施の形態】本発明の下記の詳細な説明では、
本発明を完全に理解できるように多数の特定の詳細につ
いて述べる。しかし、当業者には、このような特定の詳
細なしで本発明を実施できることが自明である。他の例
では、本発明を不必要にあいまいにしないように、周知
の方法、手順、構成要素、回路については説明していな
い。

【００１７】下記の詳細な説明のいくつかの部分は、コ
ンピュータ・メモリ内のデータ・ビットに対する演算の
アルゴリズムおよび記号表現で示されている。このよう
なアルゴリズムによる記述および表現は、データ処理の
当業者によって、その研究の内容を他の当業者に最も効
果的に伝達するために使用される手段である。特に明記
しないかぎり、下記の議論から明らかなように、本発明
の全体にわたって、「処理」、「計算」、「算出」、
「判定」、「表示」などの語を使用する議論は、コンピ
ュータ・システム、またはコンピュータ・システムのレ
ジスタおよびメモリ内に物理的（電子的）数量として表
されているデータを処理し、コンピュータ・システムの
メモリまたはレジスタ、あるいはそのような他の情報記
憶装置、情報伝送装置、情報表示装置内に同様に物理的
な数量として表される他のデータに変換する同様な電子
計算装置の動作およびプロセスを指す。

【００１８】本明細書に記載した本発明の様々な実施形
態は、ＳＰＥＣＴ撮影動作モードとＰＥＴ撮影動作モー
ドとを切り替えることができる２重ヘッド・シンチレー
ション検出器カメラ・システムに関連して使用され、非
一様減衰補正を行うことができる。当然のことながら、
本発明は、２つよりも多くの検出器ヘッドを有するカメ
ラ・システム内で有利に動作することができる。図１を
参照すると、本発明の二重ヘッド検出器ガンマ・カメラ
・システムのハイレベル図が示されている。本発明の実
施形態を２検出器カメラ・システムに関して説明する
が、当然のことながら、２つよりも多くの検出器を有す
るシステムをカバーするように本発明の教示を拡張する
ことができる（たとえば、３重ヘッド・カメラ・システ
ムが構想される）。一般に、本発明のシステムは、二次
元マトリックス状に構成され、結晶層８１から光（たと
えば、可視光子）を受け取るようにガラス板に光学的に
結合された複数の光電増倍管ＰＭＴで構成されたガンマ
・カメラ検出器対８０および８０’（「２重ヘッド」）
を含む。このＰＭＴアレイは光検出器を構成する。結晶
層は、ヨウ化ナトリウムＮａＩで構成することができ、
通常、コリメータ（図示せず）とＰＭＴアレイとの間に
配置される。各検出器に取り付けられたコリメータはＳ
ＰＥＣＴ撮影モードでは使用されるが、ＰＥＴ撮影モー
ドでは使用されず、通常、結晶８１に当たるガンマ光線
をコリメートするために蜂の巣状に構成された鉛製隔膜
によっていくつかの穴として製造される。検出器対は１
８０°配置の構成で示されており、９０°構成になるよ
うに互いに他方に対して回転することができる。

【００１９】ＮａＩ（ＴＩ）結晶８１に当たるガンマ光
線によって、それぞれの異なる光強度を有するＰＭＴに
よって検出されるいくつかの可視光子を放射する周知の
シンチレーション事象が発生する。各ＰＭＴは、シンチ
レーション事象の結果として検出された光エネルギーの
量を示すアナログ信号の形で報告を行う。本発明では、
このような信号は最初の回路段でディジタル化され、デ
ィジタル的に処理される。本発明の範囲内で使用される
ガンマ・カメラ検出器８０および８０’は、Ａｎｇｅｒ
タイプのものであり、いくつかの周知の市販の設計のも
のでよく、したがってそのようなガンマ検出器のある種
の詳細は本明細書では詳しく論じない。しかし、本明細
書で論じるように、本発明は、カメラがＳＰＥＣＴ画像
モードでもＰＥＴ画像モードでも動作できるように、検
出された事象の画像収集および処理の多数の機能強化を
行う。本発明の一実施形態で使用される例示的なガンマ
・カメラ検出器は最大５５個ないし１０８個のＰＭＴを
含むことができる。検出器対は、より小さな直径のＰＭ
Ｔをエッジに沿って使用して検出器の視野を増大させる
ことができる。本発明の実施形態は４９個の７６ｍｍ丸
形ＰＭＴと、エッジ充填用の６つの５１ｍｍ丸形ＰＭＴ
を使用するが、それらのＰＭＴの寸法および構成は本発
明の範囲内で変更することができる。

【００２０】当然のことながら、各検出器８０または８
０’は同様に構築され、一方の検出器に関する議論は他
方の検出器に当てはまる。

【００２１】図１の検出器対８０および８０’は、（た
とえば、ＥＣＴ走査操作のために）台８７上に位置する
対象物（患者）１０２０の周りで検出器８０および８
０’を様々な軌道（ＥＣＴ投影）で回転させることがで
きるガントリ８５上に取り付けられる。どちらの構成で
も（１８０°または９０°）、検出器対は、ガンマ・カ
メラ技法で知られているように、いくつかの投影角度に
わたって回転の中心の周りで回転することができる。ガ
ントリ８５および台８７は、ベース８９上に位置する。
検出器対８０および８０’は、（たとえば、全身走査操
作のために）台８７を横切る方向へ向けることも、ある
いは静的撮影のために患者１０２０の上方に配置するこ
ともできる。

【００２２】検出器８０と検出器８０’のどちらかで事
象が検出されたとき、信号１２１０および１２１２はそ
れぞれ、プログラム可能な同時タイミング回路１０５０
（ＣＴＣ）へ初期事象検出トリガ・パルスを送る。ＣＴ
Ｃ装置１０５０は次いで、動作モードに応じて（ＳＰＥ
ＣＴとＰＥＴのどちらか）、それぞれに戻る回線１２４
０および１２４２を介して８０と８０’とへ検出器有効
事象トリガ信号を生成する。回線１２５２を介して送ら
れる信号は、ＣＴＣ装置１０５０に妥当な動作モード
（ＳＰＥＣＴまたはＰＥＴ）を示す。有効事象トリガ信
号１２４０および１２４２は、検出されたシンチレーシ
ョンのエネルギーを累算（積分）するアキュムレータ
（積分器）を始動（またはリセット）するために検出器
によって使用され、したがって「有効事象」トリガ信号
と呼ばれる。ＰＥＴモードでは、検出器８０と検出器８
０’が同時に検出を行うまで積分は開始されない。ＳＰ
ＥＣＴモードでは、同時であるかどうかにはかかわらず
に、トリガ事象時に各検出器ごとに積分が開始される。
積分およびセントロイド算出の後に、検出器８０および
８０’はそれぞれ、回線１２２０および１２２２を介し
てＸ値、Ｙ値、Ｚ値を出力する。これらの信号は、検出
器に対する検出された事象の座標値（Ｘ，Ｙ）（「ロー
カライゼーション」）と、測定されたその事象のエネル
ギー値Ｚを示す。

【００２３】２つよりも多くの検出器ヘッドを使用する
実施形態内では、各検出器ヘッドからの事象検出情報が
ＣＴＣ装置１０５０へ送られ、次いで（ＰＥＴ撮影モー
ドのときは）ＣＴＣ装置が２つの検出器が同時にＣＴＣ
事象検出情報を送ったかどうかを検出する。ＳＰＥＣＴ
モードでは、各検出器は二重検出器システムと同様に、
それぞれの異なる時間に事象情報を報告する。

【００２４】そのようなハードウェアの位置は本発明で
は重要ではないが、下記で詳しく論じるように、ＰＭＴ
チャネル信号をディジタル化し、これらの信号を補正
し、Ｘ値、Ｙ値、Ｚ値を出力するハードウェアが各検出
器内に含められる。すなわち、各検出器８０および８
０’は、前置増幅ハードウェアおよびディジタル化ハー
ドウェア、ならびにディジタル事象プロセッサを含む。
これらについては下記で詳しく論じる。このハードウェ
アは、シンチレーション検出器８０および８０’の内部
に配置することも、あるいは外部に配置することもでき
る。

【００２５】バス１２２０およびバス１２２２を介して
送られた値は、下記で説明する汎用ディジタル・コンピ
ュータ・システム１１１２（図１３）を含む収集コンピ
ュータ・システム１０５５に入力される。図１の収集コ
ンピュータ１０５５は各投影角度ごとに検出された各事
象ごとの値を記憶し、この情報は、標準ユーザ・インタ
フェースを含む画像プロセッサ１０６０へ経路指定され
る。ユーザ・インタフェースは、どの動作モード（たと
えば、ＳＰＥＣＴまたはＰＥＴ）が要求されているかを
示すユーザ入力装置を形成する。この装置はコンピュー
タ１０５５に配置することもできる。

【００２６】画像プロセッサ１０６０では、画像情報を
生成し計数密度情報を形成するために、様々なＥＣＴ投
影角度に関連する事象がコンピュータ・システムのメモ
リに記憶される。この画像情報は、それぞれの異なるＥ
ＣＴ投影角度に関するマトリックスの形で収集される。
画像マトリックスは一般にそれぞれの異なるＥＣＴ角度
で収集され、断層撮影再構成を使用して再構成が行わ
れ、器官の三次元画像（「再構成画像」）が生成され
る。

【００２７】ＳＰＥＣＴ収集および透過収集に関して
は、シンチレーション検出器はシンチレーション事象を
非常に正確に報告することができるが、コンピュータ・
システムは、基準マトリックス・サイズ（たとえば、６
４×６４、１２８×１２８、５１２×５１２、１０２４
×１０２４）に応じてデータを収集し解釈する。これら
のサイズはプログラム可能である。さらに、検出器の視
野のある部分に所与のマトリックス・サイズを割り振る
ことができる。たとえば、心臓検査では、心臓をカバー
する検出器の視野の領域のみに５１２×５１２マトリッ
クスを割り振ることができる。したがって、検出された
相互作用のエネルギーおよび位置に関するデータがシン
チレーション検出器から受け取られたとき、この情報
は、検出器によって報告された相互作用の位置に対応す
る適当なマトリックス項目に「格納」（たとえば、配
置）される。検出器によって報告された計数情報はメモ
リ１１０２に格納され、そこから画像データが取り出さ
れる。ＰＥＴ撮影は、これに類似しているが、一般によ
り高い解像度（たとえば、より小さなマトリックス・セ
ル）を使用する。

【００２８】画像プロセッサ１０６０によってまた、Ｓ
ＰＥＣＴ撮影モードまたはＰＥＴ撮影モードで得られた
事象データに基づいて画像再構築ならびに非一様性減衰
の補正および統一性の補正を実行することができる。画
像プロセッサ１０６０は、カメラ・システムによって収
集された画像を視覚化する（ハードコピー装置を含むこ
とができる）表示装置１０６５にも結合される。

【００２９】非一様減衰補正システム 本発明の実施形態は、ＳＰＥＣＴ撮影とＰＥＴ撮影との
間で切り替えることができる二重ヘッド・カメラ・シス
テムを使用し、非一様減衰補正を使用し、したがって、
ガンマ・カメラ撮影を向上させるために使用される非一
様減衰補正因子の収集、生成、使用を含む。核医学ガン
マ・カメラによって撮影される各患者が異なる（たとえ
ば、それぞれの異なる体型を有し、それぞれの異なる体
の大きさを有する）ので、所望の器官を囲む組織・骨構
造は各患者ごとに異なる。この周りの組織・骨構造によ
って、撮影中の器官内に分散する放射性薬剤から放出さ
れる放射が減衰される。それぞれの異なる組織および骨
の減衰係数は異なるので、この放射の減衰は非一様であ
る。放射の減衰は像のカウント密度を非一様に低下させ
る。この減衰のために、実際には健康な器官が撮影され
ているときに誤ってアーチファクトが識別されることが
あり、逆もまた同様である。アーチファクトが誤って障
害として診断された場合、患者に痛みを与え、場合によ
っては危険な（たとえば、健康上の危険を伴う）インベ
ーシブな措置が取られる恐れがある。

【００３０】人体によってもたらされる非一様減衰は、
人体の減衰マップが判明している場合は補償することが
できる。透過走査によって、ガンマ・カメラおよび処理
コンピュータ・システムは、特定の対象物の非一様減衰
マップを生成することができる。この非一様減衰マップ
は、再構成手順において各角度ごとにこの減衰マップを
使用できるように、シンチレーション検出器の各ＥＣＴ
回転角度ごとに得ることができる。一般に、透過走査時
には、既知の放射源が、走査すべき患者を通じて放出さ
れ、次いで、その放射がシンチレーション検出器によっ
て検出される。ガンマ・カメラのコンピュータ・システ
ムは、放射源から放出された放射の強度を測定し、それ
ぞれの異なるＥＣＴ角度で対象物を通じて放出された放
射の強度を測定することによって、人体のそれぞれの異
なる部分の上方の非一様な放射減衰の程度を判定するこ
とができる。これにより、周知の方法および手順を使用
して人体の非一様減衰補正マップを生成することができ
る。非一様減衰補正マップは、ＳＰＥＣＴ放出検査また
はＰＥＴ放出検査時に収集された放射画像データを補正
するために使用される。

【００３１】カメラ・システムの透過構成要素 本発明の実施形態の透過構成要素を使用する二重ヘッド
ＳＰＥＣＴ／ＰＥＴ検出器システムが図２に示されてい
る。この二重ヘッド実施態様にでは、２つのシンチレー
ション検出器８０および８０’がガントリ・リング８５
内に設置され、ガントリ・リング８５自体の中心の周り
で回転することができる。図２に示したように、検出器
は互いに９０°の角度となるように配置されている。ガ
ントリ・リング８５に台（図示せず）が入れられ、患者
１０２０が撮影できるように台上に横になる。

【００３２】検出器対は、患者から放出された放射（た
とえば、ＳＰＥＣＴ撮影およびＰＥＴ撮影での放射画像
データ）を収集し報告することができ、透過データ収集
時に線源から放出された放射を収集し報告することもで
きる。透過データを使用して、非一様減衰補正分布また
は「マップ」が生成され、患者（たとえば、心臓検査で
の胸部領域）に起因する放射データ画像の非一様減衰が
補償される。

【００３３】透過撮影では、（コリメータを含む）別の
放射放出線源が取り付けられ、各シンチレーション検出
器に関連付けられる。たとえば、検出器８０’に線源ア
センブリ１５２２が関連付けられ、検出器８０に線源ア
センブリ１５２０が関連付けられる。線源アセンブリ１
５２２はレール１５２４上にも取り付けられ、線源アセ
ンブリ１５２２の基部は、図のようにレール１５２４の
長軸に沿って移動し、関連する検出器の視野を横切って
変位（「走査」）することができる。同様に、線源アセ
ンブリ１５２０はレール１５２６上に取り付けられ、線
源アセンブリ１５２０の基部は、図のようにレール１５
２６の長軸に沿って移動し、関連する検出器の視野を横
切って変位（「走査」）することができる。当然のこと
ながら、検出器がガントリ・リング８５の中心の周りで
回転すると、関連する放射線源も同様に同じ角度だけ回
転する。Ｔｃ−９９ｍが充填された線源や、Ｇｄ−１５
３、またはＡｍ２４１、またはＣｏ−５７を使用する線
源を含め、それぞれの異なるタイプの線源を本発明のこ
の実施形態の範囲内で使用することができる。この線源
は、メモリに記憶される患者に関する非一様減衰補正マ
ップを生成できるように透過データを収集するために患
者を照射するために本発明によって使用される。

【００３４】シンチレーション検出器８０および８０’
は、図３に示した位置（１８０°配向）になるようにガ
ントリ８５の周りで回転することができる。図３は、格
納位置にある線源アセンブリ１５２２および１５２０も
示す。下記で透過撮影要素に関して詳しく論じる。

【００３５】検出器電子機器 信号を処理する各検出器８０および８０’ごとの回路お
よび論理機構をさらに、図４、図５、図７、図８、図９
内に示す。この回路は検出器ヘッド８０および８０’の
外部に配置することも、あるいは部分的に検出器８０お
よび８０’の内部に広がり、かつ部分的にその外部に広
がることもできる。さらに、収集コンピュータ１０５５
は、さらに詳しく説明する汎用コンピュータ・システム
１１１２（図１３参照）も含む。本発明の実施形態は、
汎用コンピュータ・システムではなく離散電子構成要素
を使用して実施することもできる。

【００３６】トリガ検出および切替可能なＰＥＴ事象認
識とＳＰＥＣＴ事象認識 本発明のシステムは、ＳＰＥＣＴ撮影とＰＥＴ撮影とを
切り替えることができるので、２つの別々のトリガ機構
を使用して有効な事象を認識し、有効事象トリガ信号を
生成する。ＳＰＥＣＴ撮影システムおよびＰＥＴ撮影シ
ステム用のこれらのトリガ機構間には少なくとも２つの
違いがある。一般に、ＰＥＴモードは、２つの検出器か
らの有効な事象間の時間を非常に正確に知る必要がある
ので、第１の違いは、ＳＰＥＣＴ動作モードとＰＥＴ動
作モードでは実際のトリガ検出回路が異なることであ
る。ＳＰＥＣＴモードは事象検出回路で立上りディスク
リミネータを使用するが、事象検出回路で一定部分ディ
スクリミネータを使用する。第２に、ＰＥＴモードで
は、同時回路を使用して、検出された事象から、有効な
事象かどうかが判定されるが、ＳＰＥＣＴモードではそ
うではない。これらの違いについて下記で説明する。

【００３７】図４は、ＳＰＥＣＴモードで使用される検
出器８０用の検出論理機構１００を示す。ＳＰＥＣＴモ
ードでは検出器８０’用に重複回路１００（下方）が使
用される。２つよりも多くの検出器ヘッドを有するシス
テムでは、各検出器ヘッドごとに論理機構１００が複製
される。この２つの回路からの出力１１３０および１１
３２はそれぞれ、バス１２１０および１２１２に接続さ
れており、ＣＴＣ装置１０５０（図１参照）へ送られ
る。図４に関しては、トリガ信号生成回路１００が図の
各検出器ごとに複製されている。したがって、検出器８
０に対する回路１００の動作に関する議論は、本発明の
検出器８０’用の重複回路にも当てはまる。検出器中の
ＰＭＴの構成によれば、検出器マトリックスの特定の空
間象限（または「ゾーン」）に関連する各ＰＭＴの出力
は、４つのトリガ検出回路のうちの１つ１１０ａ、また
は１１０ｂ、または１１０ｃ、または１１０ｄへ送られ
る。各ゾーンは、シンチレーション検出器の別々の空間
部分を表す。ゾーンは、撮影表面を横切って水平に分割
することも、あるいは垂直に分割することも、あるいは
水平と垂直の両方に分割することもできる。各ゾーン中
の各ＰＭＴの厳密な位置合わせは本発明では重大ではな
いが、ゾーンどうしは重畳することができる。Ａ０ない
しＡ５４として示したＰＭＴ信号は電圧信号である。第
１のゾーンの信号Ａ０ないしＡ１７はトリガ回路（「事
象検出」）１１０ａへ送られ、各信号はそこで、全体と
して２００ｎｓクリップ回路を構成する遅延線１０２お
よび増幅器１０４に結合される。ＰＭＴ回路から受信さ
れるトリガ・パルスは、大ざっぱに言えば２００ｎｓア
ナログ・パルスである。特定のゾーン内で事象が発生す
ると、対応するゾーンの事象検出回路が出力信号または
「事象またはシンチレーション表示」を生成する。２つ
よりも多くの検出器を有するシステムでは、前述の事象
検出回路が各検出器に配置される。

【００３８】ＳＰＥＣＴ動作モードでは、回路１０４か
らのクリップされた信号がディスクリミネータ回路１０
６の正の端子に結合され、コンピュータによって制御さ
れる基準入力がしきい値入力回路１０８に結合される。
１０８にある基準信号は、コンピュータ制御式ＤＡＣ
（図示せず）の出力を受け取るように結合される。した
がって、しきい値電圧を超えるトリガ信号だけが、回路
１０６を通過することができ、２００ｎｓにクリップさ
れる。比較器１０６の出力は次いで、回線１２２を介し
てＯＲゲート１２０の入力に結合される。指定されたゾ
ーンのＰＭＴが事象を検出したときはいつでも、回線１
３０がトリガ・パルスをアサートする。この回路は、検
出器８０用の検出器ＰＭＴマトリックスの他の４つのゾ
ーンのそれぞれごとに複製される（回線１２４を介して
トリガを生成する信号Ａ１１ないしＡ３０供給回路１１
０ｂ、回線１２６を介してトリガを生成する信号Ａ２４
ないしＡ４３供給回路１１０ｃ、回線１２８を介してト
リガを生成する信号Ａ３７ないしＡ５４供給回路１１０
ｄ）。検出器８０’についても同様である。当然のこと
ながら、本発明の範囲内で追加事象検出回路を使用する
ことも、あるいはより少ない事象検出回路を使用するこ
ともできる（たとえば、ゾーンがより多く、あるいは少
ない場合）。複数のトリガ・チャネル（ゾーン・トリ
ガ）を使用して、高い計数率で低いデッド・タイムが維
持される。トリガ・チャネルは、ゾーン境界での感度損
失を防止するために、また高い係数率で低いデッド・タ
イムを達成するために前述のように重畳される。

【００３９】図４のトリガ回線１２２、１２４、１２
６、１２８はＯＲゲート１２０の入力に結合される。し
たがって、カメラ検出器８０によって事象が検出された
とき、本発明のトリガ回路１１０のＯＲゲート１２０は
回線１３０を介してトリガ・パルスを生成する。このよ
うなトリガ・パルスは、Ｓｔａｒｔ（ｔ０）およびＳｔ
ａｒｔ（ｔ１）を生成するために他の信号と共に使用さ
れ、（ＣＴＣ回路１０５０を通過した後に）検出された
ガンマ事象に関するＰＭＴ信号の積分を開始するために
本発明の積分回路２８０（０）ないし２８０（５４）
（図８）によって使用される。カメラ検出器８０’によ
って事象が検出されたとき、本発明の検出器８０’用の
重複トリガ回路の重複ＯＲゲート１２０は回線１１３２
を介してトリガ・パルスを生成する。（検出器８０’用
の）回線１１３２および（検出器８０用の）回線１１３
０はそれぞれ、バス１２１２および１２１０内にある
（図１参照）。

【００４０】ＰＥＴ撮影モードに関する事象検出では、
図５に示したそれぞれの異なる電子機器が使用される。
検出器８０には回路１００’が関連付けられ、検出器８
０’には重複回路（下方）が関連付けられる。２つより
も多くの検出器ヘッドを有するシステムでは、各検出器
ヘッドごとに論理機構１００’が複製される。特に明示
しないかぎり、（ＰＥＴに使用される）回路１００’は
（ＳＰＥＣＴに使用される）回路１００に類似してい
る。これらのＰＥＴ回路１００’からの出力１１３０’
および１１３２’はそれぞれ、バス１２１０および１２
１２に接続されており、ＣＴＣ装置１０５０（図１参
照）へ送られる。各検出器ゾーンごとの事象検出論理回
路１１０ａ’ないし１００ｄ’は、ＰＥＴモードのと
き、回路１００で使用されるＳＰＥＣＴ撮影用の立上り
ディスクリミネータではなく一定部分ディスクリミネー
タを使用する。これは、ＰＥＴ撮影の際にタイミング精
度を維持するために行われる。特定のゾーン内で事象が
発生すると、対応するゾーンの事象検出回路（１１０
ａ’ないし１１０ｄ’）は出力信号または「事象表示」
を生成する。事象検出回路１１０ａ’ないし１００ｄ’
の出力は、所望の同時タイミング窓の幅の半分にクリッ
プされる。各検出器ごとに、事象検出器回路の出力はＯ
Ｒゲート１２０ｂへ送られる。これらのゲートの出力１
１３０’および１１３２’はそれぞれ、バス１２１０お
よび１２１２を介して送られる。当然のことながら、
（下記で論じるように）前置増幅／ディジタイザ回路を
パイプライン化することによって２４０ｎｓ「メモリ」
が可能になり、したがって、ＰＥＴ撮影モードで検出さ
れた同時パルスを生成したパルス全体を収集することが
できる。

【００４１】図６は、（図１に示した）ＣＴＣ装置１０
５０の論理機構を示す。バス１２１０は信号１１３０お
よび１１３０’を送り、これに対してバス１２１２は信
号１１３２および１１３２’を送る。信号１１３０’お
よび１１３２’は、それらが同時である場合（たとえ
ば、１０ｎｓないし１５ｎｓ窓内）にのみ、回線１１３
５を介して信号を生成するＡＮＤゲート１１２５に入力
される。信号１１３５は、マルチプレクサ１３１０およ
びマルチプレクサ１３２０に結合される。信号回線１１
３０はマルチプレクサ１３１０に結合され、これに対し
て信号１１３２はマルチプレクサ１３２０に結合され
る。マルチプレクサ１３１０および１３２０の選択入力
に制御（または選択）信号１２５２が結合される。制御
信号１２５２がＰＥＴ撮影動作モードを選択すると、回
線１１３５上の信号が検出器８０への回線１２４０へ送
られると共に、検出器８０’への回線１２４２へ送られ
る。これらは有効事象トリガ信号である。制御信号１２
５２がＳＰＥＣＴモードを選択すると、回線１１３０上
の信号が検出器８０への回線１２４０へ送られ、回線１
１３２上の信号が検出器８０’への回線１２４２へ送ら
れる。これらは有効事象トリガ信号である。当然のこと
ながら、回線１２４０上の信号を使用して、検出器８０
用の前置増幅・ディジタル化回路に関連する積分器がト
リガされ、これに対して、回線１２４２上の信号を使用
して、検出器８０’用の前置増幅・ディジタル化回路に
関連する積分器がトリガされる。回線１２４０および１
２４２を介して送られる信号は「有効な」事象検出を表
す。マルチプレクサ１３１０および１３２０によって、
同時検出モード（回線１１３５）と非同時検出モード
（回線１１３０および１１３２）とを含め、本発明によ
るＳＰＥＣＴ撮影モードおよびＰＥＴ撮影モードでの事
象検出に関する切替可能な動作モードが可能になる。

【００４２】検出器８０では、有効事象トリガ信号１２
４０をトリガ信号１３０として使用してｓｔａｒｔ（ｔ
０）およびｓｔａｒｔ（ｔ１）が搬送され、これに対し
て検出器８０’では、有効事象トリガ信号１２４２がト
リガ信号１３０として使用される。

【００４３】２つよりも多くの検出器ヘッドを有するシ
ステムでは、ＳＰＥＣＴモードで、各検出器からの事象
表示信号が、その信号に関連する検出器に有効事象トリ
ガとして送り返される。ＰＥＴモードでは、２つの検出
器の可能な各組合せがＡＮＤゲートによって表されるよ
うに一連のＡＮＤゲートが結合され、そのため、システ
ムの任意の２つの検出器の検出が同時であったかどうか
を判定することができる。検出が同時であったことが検
出された後、有効事象トリガがこの２つの検出器に同時
に送り返される。

【００４４】グローバル・エネルギーのアナログ和 図７は、本発明の一実施形態で使用されるアナログ加算
回路を示す。この回路が検出器８０に含まれ、別の回路
が検出器８０’に含まれる。各ＰＭＴチャネルからの電
圧信号Ａ０ないしＡ５４（たとえば、各ＰＭＴからの信
号）は加算され、増幅器１４２によって出力される。加
算回路には入力１４４を介してオフセット電圧が供給さ
れる。オフセット電圧はコンピュータ制御式ＤＡＣによ
って制御される。出力またはガンマ事象の総エネルギー
は回線Ａ５５を介して生成される。この出力は、各ＰＭ
Ｔチャネルからのすべての電圧信号のアナログ和に、回
路１４４からの調整可能なオフセットを加えた値を表
す。Ａ５５上のアナログ信号をアナログ・グローバル・
エネルギー信号と呼ぶ。このグローバル・エネルギー信
号は、回路２００（図８）によって前置増幅、ディジタ
ル化、積分を行うことができるように利用可能なチャネ
ル（たとえば、チャネル５５）に供給することができ
る。本発明の各検出器ごとのディジタル事象プロセッサ
は、対応する検出器の信号Ａ５５を受け取る。下記で論
じるように、グローバル・エネルギー値は、ＰＭＴのデ
ィジタル化積分されたチャネル信号どうしを加算するこ
とによってディジタル的にも算出される。これらの方法
のどれでも本発明の範囲内で使用することができる。

【００４５】前置増幅ディジタイザ 図８を参照すると、検出器８０用の５５個のチャネル
（およびＡ５５用の１つ）のそれぞれ用の本発明の前置
増幅ディジタイザ回路２００が示されている。この回路
の複製物が検出器８０’のチャネルで使用される。２つ
よりも多くの検出器を有するシステムでは、各検出器ヘ
ッドごとに回路２００が複製される。回路２００は、Ｓ
ＰＥＣＴ撮影モードでもＰＥＴ撮影モードでも使用さ
れ、切替可能な回路を使用して各モードを最適化する。
これらの回路は、ＰＭＴチャネル用の各アナログ電圧信
号の事前増幅、ディジタル化、積分を行う。回路２００
の出力は、検出器８０用のディジタル事象プロセッサへ
送られる。重複前置増幅ディジタイザ回路２００は、検
出器８０’用に使用され、検出器８０’の重複ディジタ
ル事象プロセッサに出力する。下記で論じるように、各
チャネルごとの各前置増幅ディジタイザ回路は２つの別
々の積分器回路を含む。特に明示しないかぎり、検出器
８０の回路２００は、検出器８０’の重複回路と動作お
よび構造が類似している。回路２８０（０）は、ＰＭＴ
＃０（たとえば、チャネル０）から直接受け取る電流
（アンペア単位）出力信号に対応し、本発明の５５個の
ＰＭＴチャネルのそれぞれごとに別々に複製され、図の
ように、回路２８０（０）ないし２８０（５４）はＰＭ
Ｔ０ないしＰＭＴ５４に関する電流出力信号を同時に処
理するように動作する。回路２８０（０）に関しては、
ＰＭＴ０の電流信号出力が電圧変換器２１０へ送られ、
この信号の出力が抵抗器を介して電圧利得増幅器２２２
へ送られる。

【００４６】コンピュータ制御式ディジタル・アナログ
変換器（ＤＡＣ）は、基準電圧補正のために回線２１２
および２１４を介して２つの調整信号を出力する。回線
２１２上の信号は、粗調整のために抵抗器２１６を介し
て送られ、回線２１４上の信号は、微調整のために、抵
抗器２１６よりもずっと高い抵抗（たとえば、２００Ｘ
程度）を有する抵抗器２１８を介して送られる。回線２
１２および２１４を介して受け取られた信号は、ＰＭＴ
０から受け取られた出力信号の基準オフセット電圧調整
を行う。コンピュータ制御式ディジタル・アナログ変換
器（ＤＡＣ）は、例示的な利得調整が１０：１である増
幅器２２２の利得を制御する電圧調整信号を回路２００
に出力する。アナログ利得調整は粗調整であり、微調整
は較正テーブルによって実行される。下記で論じる図９
を参照されたい。次いで点２２４で、基準オフセット調
整済み信号および利得調整済み信号が各チャネルごとの
信号Ａ０として出力される。同様に、信号Ａ１ないしＡ
５４を生成するために各ＰＭＴチャネルごとに前述の回
路が複製される。トリガ信号１３０は、各チャネルが同
時にトリガされるように回路２８０（０）ないし２８０
（５４）のそれぞれに一様に供給される。

【００４７】利得増幅器２２２の出力は抵抗器２２６へ
送られる。電圧入力２２８および電圧入力２３０は、そ
れぞれの抵抗器を介して抵抗器２２６の出力に結合され
る。抵抗器２２６の出力は次いで、増幅器２３２および
キャパシタ２３４へ順次に送られる。増幅器２３２およ
びキャパシタ２３４の出力は次いで、アナログ・ディジ
タル変換器（ＡＤＣ）２３６の入力に結合される。前述
の回路（たとえば、点２２４からＡＤＣ２３６の入力ま
で）は、本発明には特に関連していない診断目的で使用
されるパルス挿入に使用される。パルスは、入力２２８
および２３０を介して人工的に挿入することができる。

【００４８】図８では、ＡＤＣ２３６は、図のクロック
入力の周波数に基づいてアナログ信号Ａ０をディジタル
・サンプルに変換する。本発明の一実施形態は、サンプ
ル周波数２０ＭＨｚないし２５ＭＨｚをサンプル・クロ
ックとして使用する。ＡＤＣ２３６の出力は次いで、積
分構造に結合された２つの加算器２３８および２４０
（「累算器」または「アキュムレータ」）の入力へ送ら
れる。本発明は、各ＰＭＴチャネルごとに二重ディジタ
ル積分器を使用して、２つのガンマ事象が時間的に近接
して検出される状態をより効果的に処理する。（各チャ
ネル０ないし５４の）各積分器２３８および２４０は、
現和値（current sum value ）を含む別々のレジスタ
（アキュムレータ）を含み、１０２３でクリップ２進値
との線形積分を１つずつ実行する（たとえば、ロールオ
ーバは許可されない）。両方の積分器の出力はマルチプ
レクサ２４１に結合される。マルチプレクサ２４１は、
２つの積分器抵抗器（アキュムレータ）のうちの一方を
ラッチ回路２４２および２４４への出力として選択す
る。ラッチ回路２４２および２４４は、２段ＦＩＦＯ構
造を備える。１３０を介して受け取ったトリガ・パルス
Ｓｔａｒｔ（ｔ０）およびＳｔａｒｔ（ｔ１）を使用し
て積分器がリセットされる。これらのトリガ・パルス
は、検出器８０用の回線１２４０および検出器８０’用
の回線１２４２を介して到着する。プログラム可能な積
分（累算）周期の終わりに、どちらかの積分器の積分プ
ロセスが２段ラッチ回路２４２または２４４内に記憶さ
れる。ラッチ回路２４２または２４４の出力は所与の事
象に関してＰＭＴ０が生成した信号のディジタル化値で
あり、この値はＤ０として指定される。ディジタル化信
号Ｄ０はディジタル事象プロセッサ３００に供給され
る。前述のことを図１５に関してさらに詳しく説明す
る。

【００４９】コンピュータ制御の下で、すべての積分器
に関する積分間隔の継続時間は、コンピュータ・プロセ
ッサに結合された回線２３５を介してプログラムするこ
とができる。（サンプリング・クロック周波数の分解能
が２０ＭＨｚないし２５ＭＨｚである）プログラムされ
た周期は回線２３５を介してレジスタ１３３０にロード
される。積分器２３８をリセットする（回線１２４０上
の）有効事象検出信号によって、対応するカウンタ１３
３２もリセットされる。カウンタ１３３２はサンプリン
グ率クロックに結合される。カウンタ１３３２の出力
は、プログラム可能な積分（累算）周期を含むレジスタ
１３３０からの出力も受け取る比較器１３３５に結合さ
れる。検出が同時であったときには、積分器２３８に関
する積分周期が完了したことを知らせる出力信号が回線
１３４０を介して送られる。積分器２４０をリセットす
る（回線１２４０上の）有効事象検出信号によって、対
応するカウンタ１３３７もリセットされる。カウンタ１
３３７はサンプリング率クロックに結合される。カウン
タ１３３７の出力は、プログラム可能な積分（累算）周
期を含むレジスタ１３３０からの出力も受け取る比較器
１３４２に結合される。検出が同時であったときには、
積分器２４０に関する積分周期が完了したことを知らせ
る出力信号が回線１３４１を介して送られる。当然のこ
とながら、積分器回路２３８および２４０と同様に、カ
ウンタ１３３２および１３３７は、有効事象トリガ・パ
ルスを受け取ったときにアイドル状態でないかぎりトリ
ガ・パルスの影響を受けない。

【００５０】当然のことながら、レジスタ１３３０、カ
ウンタ１３３２および１３３７、比較器１３３５および
１３４２は各チャネル回路２８０（０）ないし２８０
（５４）に結合され、チャネル回路２８０（０）に関し
て図示した接続は、他の各チャネルに対して行われる接
続を例示したものである。言い換えると、１つのレジス
タ１３３０のみを使用して、所与の検出器用のすべての
チャネル積分器に関連する積分間隔を含める。具体的に
は、比較器１３３５および１３４２の出力は、チャネル
回路２８０（０）に関して図８に示したようにすべての
チャネル回路２８０（０）ないし２８０（５４）のアキ
ュムレータ２３８および３４０に結合される。

【００５１】レジスタ１３３０にプログラムされる積分
（累算）周期は、本発明の一実施形態では分解能２０Ｍ
Ｈｚないし２５ＭＨｚでプログラムすることができる。
ＰＥＴ撮影時には、累算周期は、ＰＥＴ撮影時に、高い
計数率を受け取り、ガンマ事象の高エネルギー分布（５
１１Ｋ電子ボルト）が検出されるために、１事象当たり
約３２０ｎｓに設定される。ＳＰＥＣＴ撮影時には、累
算周期は、低い計数率が検出され、ガンマ事象の低エネ
ルギー分布が検出されるために、約８４０ｎｓに設定さ
れる。したがって、本発明は、前述の回路を使用して、
ＰＥＴモードとＳＰＥＣＴモードのどちらか向けに前置
増幅／ディジタイザ回路を最適化するプログラム可能な
機構を提供し、この機能は切替可能である。当然のこと
ながら、重複回路２００は検出器８０’用に含まれてい
るが、その有効事象トリガ信号（たとえば、１３０）は
回線１２４０ではなく回線１２４２を介して到着する。
プログラム信号２３５は、両方の検出器８０および８
０’がＰＥＴ動作モードまたはＳＰＥＣＴ動作モード向
けに同時に構成されるように両方の回路２００に結合さ
れる。

【００５２】本発明の図８の二重積分器を使用して、ア
キュムレータ２３８または２４０、あるいはその両方を
イネーブルし、ＡＤＣ２３６の出力からの着信信号を積
分することができる。２つの積分結果は、共通のデータ
経路上に多重化され、どちらかの結果を選択し、２段ラ
ッチ回路に記憶することができる。各積分器は有効事象
トリガｓｔａｒｔ（ｔ０）およびｓｔａｒｔ（ｔ１）に
よって別々にトリガすることができる。動作時には、ト
リガ信号が発生したとき、どちらかの積分器が利用可能
（たとえば、積分を行わず積分結果を保持しない状態）
である場合、そのアキュムレータがリセットされ、イネ
ーブルされて事象の積分を開始する。どちらかのアキュ
ムレータが完了すると、第１のＦＩＦＯ段（たとえば、
ラッチ２４２）が利用可能であると仮定すると、積分値
がこの段へ送られる。第１のＦＩＦＯ段が利用できない
場合、アキュムレータはこの値を保持する。積分は、ト
リガ信号の後、十分な量のガンマ事象のエネルギーが積
分されるまで所定の期間にわたって継続する。値は、Ｆ
ＩＦＯ段２（たとえば、ラッチ２４４）が利用可能にな
る（たとえば、その値を転送する）とき、ＦＩＦＯ段１
（ラッチ２４２）からＦＩＦＯ段２へ送られる。データ
がＦＩＦＯ段２に書き込まれると、本発明は、関連する
ディジタル事象プロセッサ（ＤＥＰ）３００（図９参
照）へデータを送る準備が完了したことを知らせる。各
検出器８０および８０’はそれ自体のＤＥＰ回路３００
を含む。

【００５３】図８では、本発明の二重アキュムレータ設
計は、同じ期間中に２つの事象が相互作用する事象パイ
ルアップを処理する暗黙的な機構を提供する。本発明は
ローカルＰＭＴクラスタに基づいて位置を算出するの
で、検出器のそれぞれの異なる領域で発生するパイルア
ップ事象を適切に位置決めすることができ、そのような
事象は一時パイルアップと呼ばれる。一時パイルアップ
に含まれる２つの事象が偶然に、トリガ・チャネル・デ
ッドタイムよりも長い時間にわたって分離している場
合、両方のアキュムレータがイネーブルされ、両方の事
象が完全に積分される。位置の精度は、一時事象を分離
する空間距離の影響を受ける。離隔距離が大きいほど、
この影響は小さくなる。これに関しては下記でさらに詳
しく論じる。

【００５４】回路２００内では、図８に示したように各
チャネルごとに回路２８０（０）が複製される。出力電
流信号ＰＭＴ＃１ないしＰＭＴ＃５４は回路２８０
（１）ないし２８０（５４）へ送られる。ディジタル・
データ信号Ｄ０ないしＤ５４はそれぞれ、回路２８０
（０）ないし２８０（５４）から出力される。５５個の
前置増幅ディジタイザ回路２８０（０）ないし２８０
（５４）はそれぞれ、有効事象トリガ信号ｓｔａｒｔ
（ｔ０）ないしｓｔａｒｔ（ｔ１）を回線１３０から受
け取るように結合される。当然のことながら、Ａ５５
（図７参照）からのアナログ・グローバル・エネルギー
信号を処理するために余分のチャネル（たとえば、前置
増幅ディジタイザ回路２８０（５５））を追加すること
ができる。この実施形態では、出力Ｄ５５は、すべての
チャネルに関する増幅されディジタル化され積分された
値（たとえば、事象のアナログ・グローバル・エネルギ
ーのディジタル化値）に対応する。そのような実施形態
では、値Ｄ５５は、そのデータをアナログ・グローバル
・エネルギー・データとして示す適当なＰＭＴアドレス
値と共にＤＥＰ３００（後述する）に出力される。

【００５５】図８の前置増幅回路は、利得調整機構（た
とえば、回線２２０）および基準オフセット調整機構
（たとえば、回線２１２および２１４）を使用して直接
調整することができる。前述の調整回線は制御リンク信
号と呼ばれ、コンピュータ制御式アドレス可能ＤＡＣに
結合される。公称基準の量および調整機構のレベルに関
連する変動の量を使用して所与のチャネルの精度を求め
ることができる。

【００５６】プログラムされた積分周期の完了時に、ラ
ッチ２４４データが存在するとき、各チャネルごとの各
第２段ラッチに記憶されているすべてのディジタル・デ
ータが、バス３０７を介して適当なＤＥＰ３００（図
９）へ送られる。これは、ＤＥＰ３００へのデータ「転
送」と呼ばれ、検出器８０でも検出器８０’でも行われ
る。

【００５７】ディジタル事象プロセッサ 図９を参照すると、本発明のディジタル事象プロセッサ
（ＤＥＰ）の回路３００が示されている。当然のことな
がら、ディジタル・プロセッサ１１１２はＤＥＰ３００
回路の一部ではなく、収集コンピュータ・システム１０
５５内に位置する。本説の議論では、検出器８０に関連
するＤＥＰ３００について説明する。検出器８０’に関
連する重複ＤＥＰ回路３００は、検出器８０’に関連す
る前置増幅／ディジタイザ回路の出力から受け取る入力
に関しては同様に動作する。検出器８０’に関連する重
複ＤＥＰ３００も同様にディジタル・プロセッサ１１１
２に結合される。検出器８０用のＤＥＰ３００の出力は
バス１２２０を介して収集コンピュータ１０５５へ送ら
れる。検出器８０’用の重複ＤＥＰ３００の出力は１２
２２を介して収集コンピュータ１０５５へ送られる。検
出器対８０および８０’の各ＤＥＰ３００は互いに独立
に動作して、収集コンピュータ・システム１０５５への
Ｘ出力、Ｙ出力、Ｚ出力を生成する。

【００５８】下記の議論は、検出器８０に関連するＤＥ
Ｐ３００について説明したものであるが、検出器８０’
内の重複ＤＥＰにも当てはまる。回線Ｄ０ないしＤ５４
上のＰＭＴチャネルに関するディジタル化され積分され
た信号値は、バス３０７を介して、図９に示したＦＩＦ
Ｏ３１０および較正テーブル３１５へ送られる。バス３
０７上のデータは、シンチレーション事象などのトリガ
事象に応答して各ＰＭＴチャネル回路２８０（ｉ）から
供給されるディジタル化され積分された信号を表す。バ
ス３０７上のディジタル化されたデータは、バス３９７
を介してディジタル・プロセッサ・コンピュータ１１１
２によってアクセスできるＲＡＷ ＶＩＥＷ ＦＩＦＯ
３１０に記憶される。ＲＡＷ ＶＩＥＷ ＦＩＦＯによ
って、ＰＭＴからの通常のデータ・フローに割り込まず
に入力データ・ストリームからデータを取り込むことが
できる。これはオンザフライ基準調整機構に使用され
る。較正テーブル３１５は、（１）ディジタル化され積
分されたチャネル・データをバス３０７から入力として
受け取り、かつバス３０７上のディジタル・データを回
路２８０（ｉ）からの適当なＰＭＴチャネル出力に相関
付けるために、報告を行うＰＭＴのバス３０２を介して
（２）ＰＭＴアドレス（たとえば、インディケータ）番
号も受け取る。

【００５９】較正テーブル３１５は、（一実施形態では
アドレスとして表された）ＰＭＴ番号入力に応じて変動
できる利得出力を提供する参照テーブル（ＬＵＴ）を含
む。空間的に変動するこの利得は、バス３０７を介して
受け取った積分信号値に印加され、その結果は、バス３
４７上の出力、すなわち、各ＰＭＴチャネルごとの補正
または微補償済み積分信号値である。較正テーブル３１
５に記憶されている利得値は、ＰＭＴ番号に依存する微
利得調整機構であり、これに対して、利得増幅器２２２
は粗利得調整機構である。較正テーブル３１５は、各Ｐ
ＭＴチャネルごとの前置増幅回路の基準オフセット回路
によって独立に挿入される基準電圧（たとえば、入力２
１２および２１４）をディジタル的に減じることによっ
て、基準調整計算も行う。バス３４７上の出力は、この
基準調整機構と共に３０７から供給されるディジタル値
である。

【００６０】較正テーブル３１５の出力は、バス３４７
を介して、（所与のデータ転送に関する）すべての５５
個のチャネルのすべての較正済み結果を分析し、所与の
測定事象に関する最大の積分チャネル信号（たとえば、
「エネルギー」）を有するＰＭＴ番号、すなわち「ピー
クＰＭＴ」を選択するピーク検出回路３２０へ送られ
る。最大積分信号値および関連するチャネル・アドレス
は、後で本発明のＤＥＰプロセスで使用できるように保
持される。ピークＰＭＴに関連する積分信号は、ピーク
検出回路３２０からバス３１７を介し値ＰＤとして出力
される。ピークＰＭＴに関連するＰＭＴアドレス番号
は、回路３２０によってバス３１２を介して値ＰＡとし
て出力される。ディジタイザ・チャネル２８０（ｉ）を
介して送られるアナログ・グローバル・エネルギー・デ
ータをサポートには、所与のＰＭＴアドレスに関してピ
ーク検出機構３２０をディスエーブルすることができ
る。バス３４７は、グローバル・エネルギー累算（ＧＥ
累算）回路３３０にも結合される。回路３３０は、所与
の事象に関して各ＰＭＴチャネルごとのバス３４７を介
して出力された補正済み積分チャネル信号を加算する。
回路３３０の出力は、ディジタル化グローバル・エネル
ギーＧＥ（ＰＭＴのすべてのディジタル積分信号のディ
ジタル和）であり、出力ＧＥを形成し動的圧縮テーブル
３５５にも結合されたバス３２２を介して送られる。

【００６１】図９のバッファ３２５は、バス３４７を介
して受け取った適当なＰＭＴアドレスに相関付けられた
各ＰＭＴチャネルのディジタル積分信号値を記憶する。
バッファ３２５は、ＲＡＭまたは他のメモリ記憶装置で
実施することができる。すべてのチャネルに関するＰＭ
Ｔ積分信号値はバッファ回路３２５に記憶される。ピー
クＰＭＴのアドレスは、バス３１２を介して、回路３３
５、すなわちＰＭＴアドレス・テーブルに出力される。
回路３３５は、バス３１２からのピークＰＭＴアドレス
入力に基づいてＰＭＴクラスタを出力する参照テーブル
を含む。ＰＭＴクラスタはＰＭＴの集合であり、これら
のＰＭＴの積分チャネル応答（ならびに事象に関する総
エネルギー）は事象の空間位置（たとえば、クラスタの
セントロイド）を判定するＤＥＰ計算を実行するために
使用される。本発明は、回路３３５にある参照テーブル
を使用することによって、空間的に変動するクラスタ形
状を提供し、所与のＰＭＴクラスタを形成するＰＭＴの
数を空間的に変更することができる。回路３３５は、Ｐ
ＥＴ撮影モードで動作する際には、比較的小さな（たと
えば、７つのＰＭＴ）クラスタ寸法を出力するようにプ
ログラムされ、これに対して、ＳＰＥＣＴ撮影モードで
動作する際には、比較的大きな（たとえば、１７ないし
１９）寸法のクラスタを出力するようにプログラムされ
る。

【００６２】本発明の範囲内では、入力ピークＰＭＴア
ドレスに関しては、その結果得られるＰＭＴクラスタの
形状と、選択されたＰＭＴクラスタを構成するＰＭＴの
数が、ＰＭＴマトリックス全体内のピークＰＭＴアドレ
スの空間位置に基づいて変動する。当然のことながら、
ＳＰＥＣＴ撮影モードでは、ＰＭＴアドレス・テーブル
３３５は、高分解能を選択するか、それとも低分解能を
選択するかに基づいてピークＰＭＴアドレスに関連する
ＰＭＴクラスタを変更することができ、この場合、低分
解能モードでは１ＰＭＴクラスタ当たり７つのＰＭＴが
必要であり、高分解能モードでは１ＰＭＴクラスタ当た
り９つないし１９個のＰＭＴが必要である。したがっ
て、分解能表示信号（図示せず）もテーブル３３５に入
力される。当然のことながら、分解能表示信号ではな
く、それぞれの異なる所望の分解能に関するデータをテ
ーブル全体３３５に再ロードすることができる。そのよ
うな場合、分解能信号は、アドレス信号としては指定さ
れず、新しい情報のダウンロードを開始するに過ぎな
い。

【００６３】ＰＭＴアドレス・テーブル３３５にはバス
３６７を介してシーケンス・カウンタ３９０が結合され
る。ＰＭＴアドレス・テーブル３３５は、（１）所与の
事象に関する選択されたＰＭＴクラスタ中のＰＭＴの
数、および（２）（回路３４０に記憶されており所与の
事象に関する空間計算全体にわたって保持される）ＰＭ
Ｔクラスタのタイプ値を制御する。ＰＭＴアドレス・テ
ーブル３３５は、アナログ・グローバル・エネルギー・
チャネルのアドレスも含む。シーケンス・カウンタ３９
０は、１から、選択されたＰＭＴクラスタに関連するＰ
ＭＴの数まで順次カウントし、各カウント値をバス３６
７を介して順次提示する。一実施形態では、ＰＭＴアド
レス・テーブル３３５自体が、（１）ピークＰＭＴアド
レス値からバス３１２を介して発信されるアドレスのＭ
ＳＢ、および（２）シーケンス・カウンタ３９０のカウ
ント値からバス３６７を介して発信されるアドレス値の
ＬＳＢの２つの値によってアドレスされる。所与のピー
クＰＭＴに関するＰＭＴアドレス・テーブル内の最後の
項目は、そのピークＰＭＴアドレスに関するＰＭＴクラ
スタ構成の終わりを示す停止符号を含む。したがって、
セントロイド算出回路は、停止符号に達したとき（ある
いは、最大計数値に達したことがテーブル３３５によっ
て報告されたとき）に停止する（あるいは終了する）。

【００６４】ＰＭＴアドレス・テーブル３３５は、所与
の事象に関する空間計算で使用されるＰＭＴクラスタの
各ＰＭＴのＰＭＴアドレスを、バス３７２を介し、シー
ケンス・カウンタ３９０に基づいて順次出力する。これ
らのＰＭＴがバス３７２を介して提示される順序は、バ
ス３１２からのピークＰＭＴアドレス値およびバス３６
７上の計数値に基づいてＰＭＴアドレス・テーブル３３
５に記憶されている参照テーブルによって支配される。
回路３３５から出力されるＰＭＴアドレス値は、そのＰ
ＭＴに関するバス３５２を介して適当な積分チャネル信
号値を出力するデータ・バッファ３２５にアドレスする
ためにこのメモリ回路にも結合される。この出力はＤＥ
Ｐの空間計算で使用される。

【００６５】依然として図９を参照する。ＰＭＴクラス
タ・タイプ値は、ＰＭＴアドレス・テーブル３３５か
ら、セントロイド（たとえば、座標）計算全体にわたっ
てＰＭＴクラスタ・タイプ値を保持するメモリ回路３４
０に出力される。バス３７２上のＰＭＴアドレス値は、
本発明の空間計算回路に使用される所与のｘ加重値およ
びｙ加重値にＰＭＴアドレス値を相関付ける参照テーブ
ルを含む加重テーブル回路３４５へも送られる。回路３
４５内に参照テーブルを設けることによって、所与のＰ
ＭＴに関連する加重は、そのＰＭＴのアドレスに依存
し、そのＰＭＴの空間位置に相関付けられ、バス３７７
からのＰＭＴクラスタ・タイプ値にも依存する。

【００６６】所与のＰＭＴに関連する加重値は、所与の
事象のＰＭＴクラスタに関するピークＰＭＴに基づく、
３４０に記憶されているタイプ値に基づいて変動するこ
ともできる。これは、本発明のタイプ登録回路３４０に
よって行われる。したがって、ピークＰＭＴアドレスが
エッジＰＭＴまたはコーナーＰＭＴに対応する場合、そ
のＰＭＴクラスタは空間タイプのものであり、その結果
得られるＰＭＴクラスタのＰＭＴアドレスに関連する加
重は、セントロイド計算の欠落しているＰＭＴ（たとえ
ば、ピークＰＭＴのエッジ位置またはコーナー位置のた
めに使用できないＰＭＴ）を考慮するように調整するこ
とができる。したがって、回路３４５から出力されるＰ
ＭＴ加重値は、（１）ＰＭＴアドレス値、および（２）
そのＰＭＴクラスタのピークＰＭＴのアドレス値に基づ
く回路３４０からのタイプ値に依存する。ＰＭＴアドレ
ス・テーブル３３５は、選択されたＰＭＴクラスタを構
成するＰＭＴアドレスを定義する。

【００６７】一実施形態では、タイプ登録回路３４０
は、回路３３５から出力されるピークＰＭＴアドレス値
に基づく参照テーブルを含むことができる。前述のよう
に、ＰＭＴクラスタ・タイプ値は、所与のＰＭＴクラス
タに関する加重テーブル３４５のオフセットであり、所
与のＰＭＴクラスタの所与のＰＭＴアドレス値に関する
加重テーブル３４５の加重出力を変更するために使用さ
れる。回路３４０は、バス３７７を介して回路３４５に
オフセット値を供給するために結合される。本発明の動
作によれば、所与のＰＭＴクラスタに関しては、そのＰ
ＭＴクラスタを構成するＰＭＴアドレスが順次、バス３
７２を介して加重テーブルに出力され、定数タイプ値が
（ピークＰＭＴのアドレスに基づいて）生成されバス３
７７を介して出力される。加重テーブル３４５は次い
で、所与のＰＭＴクラスタの各ＰＭＴごとに、バス３６
２を介してｘ加重を出力し、バス３５７を介してｙ加重
を出力する。

【００６８】図９のバス３６２上のｘ加重値はｘ座標計
算用マルチプライヤ・アキュムレータ回路（ＭＡＣｘ）
３７０に供給され、バス３５７上のｙ加重値はマルチプ
ライヤ・アキュムレータ回路（ＭＡＣｙ）３６５に供給
される。これらの回路３７０および３６５は、各ガンマ
事象ごとの空間計算の始めにリセットされ初期設定され
る。ｘ加重値およびｙ加重値は、所与の事象（たとえ
ば、ガンマ相互作用）に関する空間計算で使用され、所
与のＰＭＴの積分チャネル信号値が座標計算プロセスで
（ＰＭＴクラスタの所与のＰＭＴに関して）保持すべき
寄与の量を指定する。

【００６９】前述のように、所与のＰＭＴクラスタのＰ
ＭＴのＰＭＴアドレスは順次バス３７２上に配置され
る。図９のバス３７２は、ＰＭＴクラスタに含まれる各
ＰＭＴごとのＰＭＴアドレス値によってバッファ３２５
にアドレスするために結合される。ＰＭＴクラスタの所
与のＰＭＴのアドレス値に応答して、バッファ３２５
は、バス３４７を介して受け取った（所与の事象に関す
る）そのＰＭＴに関連する記憶されている補正済みディ
ジタル信号値を出力する。この補正済み信号値は、バス
３５２を介してブロック３５０、ブロック３５５、減算
器３９１へ送られる。回路３６０は、所与のＰＭＴクラ
スタに含まれるＰＭＴのディジタル信号値を受け取るよ
うに結合され、これらの値を累算して、バス３３７を介
して生成されるローカル・エネルギー値（ＬＥ）を提供
する。

【００７０】ブロック３５０は、グローバル・エネルギ
ー・データがディジタイザ・チャネルを介して送られ記
憶バッファ３２５に記憶されるモードで動作する際に、
ディジタル・グローバル・エネルギー値とアナログ・グ
ローバル・エネルギー値のどちらかを含むバッファであ
る。このモードでは、ブロック３５０に記憶されている
グローバル・エネルギーは、アナログ・グローバル・エ
ネルギー信号のディジタル化バージョンである。（図７
の）アナログ信号Ａ５５からの出力は、前置増幅ディジ
タイザ・チャネル２８０（ｉ）へ送られ、次いでバス３
０７を介して較正テーブル３１５へ送られ、バッファ３
２５に記憶される。グローバル・エネルギーは、各ＰＭ
Ｔチャネルからの積分信号の値を加算することにより、
アキュムレータ３３０によって算出することもできる。
グローバル・エネルギー値は次いで、バッファ３５０に
記憶される。したがって、回線３２２上のグローバル・
エネルギー値ＧＥは（１）アナログ・グローバル・エネ
ルギー値のディジタル化値でも、あるいは（２）各ＰＭ
Ｔチャネルごとのディジタル信号のディジタル加算値で
もよい。

【００７１】図９の動的圧縮テーブル３５５は、検出さ
れたガンマ事象のグローバル・エネルギー値をバス３２
２を介して受け取り、ＰＭＴクラスタの所与のＰＭＴク
ラスタに関するディジタル化積分チャネル信号値もバス
３５２を介して受け取る。動的圧縮テーブル３５５は、
ディジタル化積分チャネル信号に関する圧縮値の参照テ
ーブルを含む。参照テーブルの出力は、バス３９２上
で、バス３５２を介して信号値も受け取る減算器３９１
にドライブされる。テーブル３５５は、（バス３２２か
ら）グローバル・エネルギーのＭＳＢをアドレスとして
受け取り、バス３５２を介して各ＰＭＴごとの信号値の
所定のビットを受け取る。減算器３９１との接続を介し
て、回線３５２上の信号データは左に４ビットだけずれ
る（たとえば、１６を乗じられる）。テーブル３５５か
らの出力は、一実施形態では、左へずれたこの信号値か
ら減じられる。減算器回路３９１の出力は、所与のＰＭ
Ｔチャネルに関する動的圧縮済み積分信号値であり、Ｍ
ＡＣｘ回路３７０およびＭＡＣｙ回路３６５へ送られ、
エネルギー・マルチプライヤ・アキュムレータ（ＭＡＣ
ｚ）回路３６０へも送られる。

【００７２】図９の動的圧縮テーブル３５５は、他のチ
ャネルからの変更済み信号と加算されたときに、加算信
号の性質がより線形になるように、ＰＭＴチャネルから
出力される積分チャネル信号を変更するために本発明に
よって使用される。この信号変換を実行するために使用
される、動的圧縮テーブル３５５に記憶されている情報
は、本発明内で容易にプログラムすることができ、それ
ぞれの異なるデータセットを一度にテーブル３５５に記
憶（ダウンロード）することができる。変換データを容
易に変更できる（たとえば、必要に応じて、新しいデー
タセットを容易にダウンロードできる）ので、本発明の
動的圧縮テーブル３５５は修正することができる。減算
論理機構３９１は、本発明で使用される圧縮手順の一部
であり、圧縮テーブル３５５のメモリ・サイズ要件を低
減させるために使用される。したがって、当然のことな
がら、より大きなメモリ・サイズが与えられた場合、本
発明から減算器３９１をなくし、メモリ３５５に記憶さ
れているデータを変更することによってそのメモリに組
み込むことができる。動的圧縮テーブル３５５の出力
は、特定のチャネルに関する「動的圧縮済み」積分信号
データまたは「圧縮済み」積分信号データと呼ばれ、バ
ス３８７を介してセントロイド計算論理機構に供給され
る。

【００７３】したがって、シーケンス・カウンタ３９０
がＰＭＴクラスタの各ＰＭＴを計数する際に、バッファ
３２５は各ＰＭＴに関連する積分信号を供給する。加重
テーブル３４５は、順序付けられた各ＰＭＴに関連する
ｘ加重値およびｙ加重値を供給する。ＭＡＣｘ回路３７
０は、各ＰＭＴごとにｘ加重値と動的圧縮済み信号を乗
じ、シーケンサが計数するにつれてＰＭＴクラスタの各
ＰＭＴごとにこの値を累算する。ＭＡＣｙ回路３６５
は、各ＰＭＴごとにｙ加重値と動的圧縮済み信号を乗
じ、シーケンサが計数するにつれてＰＭＴクラスタの各
ＰＭＴごとにこの値を累算する。ＭＡＣｚ回路は２つの
入力を有し、一方はバス３４２に結合され値「１」にプ
ログラムされ、他方の入力はバス３８７に結合され、し
たがってＰＭＴクラスタの各ＰＭＴの積分信号を累算
し、バス３３７を介してローカル・エネルギー（ＬＥ）
の値を生成する。

【００７４】図９のシーケンサ３９０がＰＭＴクラスタ
の最後のＰＭＴに達した後、ＭＡＣｚ回路は、１／ＬＥ
回路３８５に結合されたバス３３７を介して完全なＬＥ
値を出力する。これは、参照テーブルであり、ＬＥ値の
逆数（たとえば、（ＬＥ）^-1）を与える。回路３８５
は、ディバイダ回路を使用して実現することもできる。
その場合、（１／ＬＥ）の値は、バス３８２を介してｘ
マルチプライヤ回路（ＭＵＬｘ）３７５に出力され、ｙ
マルチプライヤ回路（ＭＵＬｙ）３８０にも出力され
る。回路３７５は、ＭＡＣｘ回路３７０の累算結果に
（１／ＬＥ）値を乗じ、バス３２７を介してガンマ事象
の正規化ｘ座標を生成する。回路３８０は、ＭＡＣｙ回
路３６５の累算結果に（１／ＬＥ）値を乗じ、バス３３
２を介してガンマ事象の正規化ｙ座標を生成する。した
がって、本発明のＤＥＰ３００は各ガンマ事象の空間座
標（ｘ，ｙ）および総エネルギー（ＧＥ）を算出する。
各事象ごとに、ピークＰＭＴエネルギー（ＰＤ）、すな
わちＤＥＰが受け取る積分チャネル信号のピーク信号、
ピークＰＭＴアドレス（ＰＡ）、ローカル・エネルギー
（ＬＥ）も生成される。

【００７５】検出器８０のＤＥＰ回路３００に関連する
Ｘ値、Ｙ値、ＧＥ値、ＬＥ値はバス１２２０（図１参
照）を介して収集コンピュータ１０５５に供給され、こ
れに対して、検出器８０’のＤＥＰ回路３００に関連す
るＸ値、Ｙ値、ＧＥ値、ＬＥ値はバス１２２２を介して
収集コンピュータ１０５５に供給される。ＳＰＥＣＴモ
ードでは、検出器対８０および８０’は、その有効事象
トリガ信号（１２４０および１２４２）を同時に発信す
る必要がないので、事象検出およびローカライザーショ
ンえを比較的独立に実行する。ＰＥＴモードでは、事象
検出が同時に行われる必要があるので、両方の検出器８
０および８０’のＤＥＰ回路は、有効事象トリガ信号が
同時に発生したかどうかに基づいて同期的に動作する。

【００７６】ガンマ事象（相互作用）の空間座標（ｘ，
ｙ）は、下記のセントロイド計算を使用してＤＥＰ３０
０回路によって算出される。

【数１】

【００７７】上式で、 Ｗｘｉ＝クラスタのｉ番目のＰＭＴに関する回路３４５
から得たｘ加重 Ｗｙｉ＝クラスタのｉ番目のＰＭＴに関する回路３４５
から得たｙ加重 Ｗｘｎ＝クラスタの最後のＰＭＴに関する回路３４５か
ら得たｘ加重 Ｗｙｎ＝クラスタの最後のＰＭＴに関する回路３４５か
ら得たｙ加重 Ｅｉ＝ＰＭＴクラスタのｉ番目のＰＭＴに関する積分信
号 Ｅｎ＝ＰＭＴクラスタの最後のＰＭＴに関する積分信号
である。

【００７８】ＤＥＰ３００は、撮影セッションの検出さ
れた各ガンマ事象に関して上記で論じたように動作し、
上記の情報をコンピュータメモリ記憶装置に記憶する。
この情報は次いで、補正電子機器（またはＣＰＵシステ
ム）へ送られ、そこでエネルギー、線形性、一様性に関
して補正される。これは収集コンピュータ１０５５と画
像プロセッサ１０６０のどちらかで実行される。当然の
ことながら、よく知られているいくつかの方法および回
路構成要素を使用して、ＤＥＰ３００回路から出力され
た計数データを収集し、ＤＥＰ３００回路から供給され
たこのデータを（たとえば、非線形性などに関して）補
正し、計数を空間的に記録することによってこのデータ
に基づいて画像を形成することができる。よく知られて
いるこれらの方法は本発明に関連して使用することがで
きる。

【００７９】図１０は、前述の空間計算の適用性を示
し、例示的な状況を与えるものである。図１０は、ピー
クＰＭＴアドレス（この場合はＰＭＴ０である）に基づ
きＰＭＴアドレス・テーブル回路３３５に基づいて生成
された選択されたＰＭＴクラスタ構成を示す。この例で
はＰＥＴ撮影モードが選択され、したがってＰＭＴクラ
スタは７つのＰＭＴ（６つの周りのＰＭＴおよび１つの
中央ＰＭＴ）で構成される。ピークＰＭＴがエッジ上に
も検出器ヘッド８０のＰＭＴアレイのコーナーにも位置
していないので、アドレス・テーブル回路３３５は、Ｐ
ＭＴクラスタが対称タイプまたは通常タイプのものであ
ることを示すタイプ登録を回路３４０に出力する。例示
的なｘ軸４１０およびｙ軸４１５が示されており、ｘ軸
およびｙ軸での各ＰＭＴごとの加重値が、各ＰＭＴごと
に軸に沿ってプロットされている。

【００８０】この例示的な事象は図１０内の点５０で発
生し、外側へ延びる矢印は、関連する矢印が指す各ＰＭ
Ｔが受け取る光の量を表す。ｘ方向およびｙ方向での各
ＰＭＴごとの加重値はピークＰＭＴの空間位置にも依存
する。というのは、ピークＰＭＴの位置によって、加重
テーブル回路３４５にアドレスするために（ＰＭＴアド
レスに関連して）使用されるＰＭＴタイプ値が変更され
るからである。

【００８１】図１１および図１２は、検出器対８０およ
び８０’の単一のシンチレーション検出器の動作に関し
て重心を置いた本発明の一般処理フロー４６０を示す流
れ図である。しかし、フロー４６０は両方の検出器によ
って実行される。当然のことながら、これらのフローは
ＳＰＥＣＴ撮影モードとＰＥＴ撮影モードの両方に関連
するものであり、有効事象トリガ検出（論理ブロック４
６６）は、ＰＥＴ撮影モード内では両方の検出器で同時
に行われる。

【００８２】図１１を参照する。この手順４６０は、開
始した後、各ＰＭＴチャネルを介して信号を受け取り、
信号を電流から電圧に変換した後、４６２で各チャネル
ごとにコンピュータ制御式基準電圧オフセットを実行
し、４６４で各チャネルごとにコンピュータ制御式粗利
得調整を実行する。論理ブロック４６８で、各チャネル
がディジタル化され、４６６で、本発明の事象検出論理
機構によってトリガ検出も実行される。トリガ検出は、
各シンチレーション検出器の表面にわたって４つの領域
ゾーン間で分割される。上記で論じたように、ＰＥＴモ
ードでは、有効事象トリガ検出において検出器８０と検
出器８０’が同時に信号を発信する必要がある。前述の
ように、ＳＰＥＣＴモードでは、ゾーン事象検出器は立
上りディスクリミネータを使用し、これに対して、ＰＥ
Ｔモードでは、ゾーン事象検出器は一定部分ディスクリ
ミネータを使用する。論理ブロック４７０および４７２
で双対積分が行われ、この場合、第１および第２の有効
事象トリガを使用して、近接した時間に発生した別々の
事象を積分することができる。この積分間隔はプログラ
ム可能である。これらの積分ステップは共に、２段ＦＩ
ＦＯ回路に積分信号を出力し、４７４で、積分間隔が完
了した時点で、これらのデータ値が各チャネルごとに順
次ＤＥＰへ送られる。ＰＥＴモードでは、この積分間隔
はＳＰＥＣＴモードのものよりも小さい。この生データ
は４７６でサンプリングされデータ・プロセッサからア
クセスできるようになり、４７８で較正テーブルに供給
される。較正テーブルは基準オフセットを除去し、ディ
ジタル・チャネル信号の微利得調整も実行する。

【００８３】４８０で、較正テーブルからのデータが各
チャネルごとにバッファに記憶される。４８２で、本発
明は、較正テーブルからのチャネル・データを調べるこ
とによってピークＰＭＴを判定し、４８４で、この事象
に関する各チャネルごとのディジタル・データを加算す
ることによって、グローバル・エネルギーが求められ
る。ピークＰＭＴアドレスはガンマ事象の粗空間位置の
尺度として使用される。４８６で、本発明のＰＭＴアド
レス・テーブルは、ＰＭＴクラスタ・タイプを出力し、
ピークＰＭＴアドレスに基づいてＰＭＴクラスタの構成
の判定（ＳＰＥＣＴモードの一実施形態では、選択され
た分解能、たとえば、微か、それとも粗かも判定する）
も行う。論理ブロック４８６で、ＰＥＴモードでは小さ
な寸法のＰＭＴクラスタが使用されるのに対し、ＳＰＥ
ＣＴモードでは相対的に大きな寸法のＰＭＴクラスタが
使用される。

【００８４】図１２を参照すると分かるように、本発明
のフロー４６０は４８８に進み、セントロイド計算を実
行するために使用される回路がリセットされ、新しい計
算に関する初期設定が行われる。４９０で、シーケンス
・カウンタは、選択されたＰＭＴクラスタの第１のＰＭ
Ｔアドレスが出力されるようにＰＭＴアドレス・テーブ
ルにアドレスする。この値から、さらに、ＰＭＴクラス
タ・タイプに基づいて、本発明は、選択されたＰＭＴア
ドレスに関するｘ加重（Ｗｘ）およびｙ加重（Ｗｙ）を
生成する。また、バッファ３２５は、このチャネルに関
する記憶された積分信号データを含み、４９４でそのデ
ータを供給し、４９３で、動的圧縮回路が、このチャネ
ルに関する動的に圧縮された信号値を出力する。４９５
で、ｘｙ乗算累算回路を使用して、動的に圧縮された信
号値に加重値が乗じられ、その結果がＰＭＴクラスタに
関して累算される。４９５で、ローカル・エネルギー・
アキュムレータはＰＭＴクラスタのローカル・エネルギ
ーも累算する。４９６で、ＰＭＴクラスタが完成する
（たとえば、テーブル３３５の停止インディケータに到
達する）まで、シーケンス・カウンタが繰り返し増分
し、次のＰＭＴアドレスを得るためにＰＭＴアドレス・
テーブルにアドレスする。ＰＭＴクラスタが完成してい
ない場合、フローは４９０にリターンする。上記の処理
は次いで、選択されたＰＭＴクラスタの次のＰＭＴアド
レスに対して繰り返される。

【００８５】ＰＭＴクラスタが完成した場合、フローは
４９７へ進み、ｘｙ乗算累算回路が、このガンマ事象に
関する正規化（ｘ，ｙ）空間座標を生成するためにロー
カル・エネルギーによって実際上分割される。４９８
で、ＤＥＰ３００から出力された関連情報（（ｘ，ｙ）
座標および総エネルギーを含む）が、エネルギー、線形
性、一様性の補正を既知のように実行する収集コンピュ
ータ・システム・データ・プロセッサ１０５５または補
正ボードに出力される。ＰＥＴモードで動作する際、同
時窓内で各検出器８０および８０’からｘｙ対およびエ
ネルギー情報が生成される。この対は、位置・電子相互
作用からほぼ互いに逆の方向へ放射される２本のガンマ
線に対応する、検出器対８０および８０’上で検出され
る２つの点に対応する。この対は、収集コンピュータ・
システム１０５５によって離散ＰＭＴ事象に対応するも
のとして記憶され、この対から、対間の軸入射角および
三軸入射角が算出される。ポジトロン相互作用の位置
は、この対の２つの点どうしを接続する線内にある。Ｓ
ＰＥＣＴモードで動作する際、収集コンピュータ・シス
テム１０５５は、事象に関する出力データが印加される
検出器８０または８０’を記録する。

【００８６】収集コンピュータ・システム（ディジタル
・プロセッサ） 図１３を参照すると、ＤＥＰ３００回路を制御し（たと
えば、基準オフセット、利得、トリガしきい値の制
御）、その他の前述の機能を実行するためにＳＰＥＣＴ
動作モードとＰＥＴ動作モードとの間で必要とされる本
発明の回路構成を制御する本発明の手順を実行できる
（収集コンピュータ・システム１０５５内で実施でき
る）汎用コンピュータ・システム１１１２の構成要素が
示されている。コンピュータ・システム１１１２は、シ
ステム内で情報を伝達するアドレス／データ・バス１１
００と、命令を実行し情報を処理するためにバス１１０
０に結合された中央演算処理装置１１０１と、中央演算
処理装置１１０１に関する情報および命令を記憶するた
めにバス１１００に結合されたランダム・アクセス・メ
モリ１１０２と、プロセッサ１１０１に関する静的情報
および命令を記憶するためにバス１１００に結合された
読取り専用メモリ１１０３と、画像情報および命令を記
憶するためにバス１１００に結合された磁気ディスクま
たは光学ディスクやディスク・ドライブなどのデータ記
憶装置１１０４と、コンピュータ・ユーザに情報を表示
するためにバス１１００に結合された表示装置１１０５
（図１の装置１０６５のように外部装置であってよい）
と、選択された情報およびコマンドを中央演算処理装置
１１０１に伝達するためにバス１１００に結合された英
数字キーとファンクション・キーとを含む英数字入力装
置１１０６と、選択されたユーザ入力情報およびコマン
ドを中央演算処理装置１１０１に伝達するためにバスに
結合されたカーソル制御装置１１０７と、選択されたコ
マンドをプロセッサ１１０１に伝達するためにバス１１
００に結合された信号生成装置（「通信装置」）１１０
８とを備える。ハードコピー装置１１０９（たとえば、
プリンタ）をバス１１００に結合することもできる。

【００８７】信号生成装置１１０８は、ＤＥＰ３００回
路および他の関連する回路構成との通信を行う高速通信
ポートを含む。入力バス１１２０は、バス１２２０およ
び１２２２を介して各ＤＥＰ３００から信号ＰＡ３１
２、ＰＤ３１７、ＧＥ３２２、Ｘ３２７、Ｙ３３２、Ｌ
Ｅ３３７などのデータ出力を受け取る。バス１１２０は
また、回路３１０から出力された生データを（両方のＤ
ＥＰに関して）バス３９７を介してプロセッサ１１１２
に供給する。プロセッサ１１１２からの出力は、各チャ
ネルごとに微基準オフセット電圧および粗基準オフセッ
ト電圧を制御する制御信号（たとえば、信号２１２およ
び２１４）、ならびに各チャネルごとにＰＭＴ利得信号
調整機構を制御する制御信号（２２０）である。プロセ
ッサ１１１２はトリガしきい値１０８も制御する。この
プロセッサ１１１２は、モード信号１２５２（図６）の
状態もＳＰＥＣＴとＰＥＴとの間で制御する。プロセッ
サ１１１２は、両方の検出器８０および８０’に関する
妥当な累算間隔を設定するようにレジスタ１３３０（図
８）をプログラムするため、およびＰＭＴアドレス・テ
ーブル回路３３５をプログラムするためにも使用され
る。バス３９７を介してサンプリングされた生データお
よびプロセッサ１１１２によって生成された信号は、本
発明によってリアルタイムに判定し調整することができ
る。

【００８８】ＰＥＴ撮影モードでは、プロセッサ１１１
２は、同時に検出されたガンマ事象対に関するＸ値、Ｙ
値、エネルギー値をまとめて記録する。この対は、位置
・電子相互作用からほぼ互いに逆の方向へ放射される２
本のガンマ線に対応する、シンチレーション検出器８０
および８０’上で検出される２つの点に対応する。この
同時情報は、ＰＥＴ走査に共通する画像生成手順で使用
される。一対の相互作用の同時データから、対象物を含
む所与の平面に投影される各事象の共通部分の線を求め
ることができる。この２つの点から、軸入射角度および
三軸入射角度が算出され記録される。ＰＥＴ撮影では、
他の数学的処理によって、判定すべき器官内の放射性核
種の三次元分布を完全にマップすることができる。この
ような手順はＰＥＴ技法においてよく知られており、本
明細書では論じない。

【００８９】本発明のコンピュータ・システム１１１２
と共に使用される図１３の表示装置１１０５（または図
１の表示装置１０６５）は、液晶装置でも、あるいは陰
極管でも、あるいはユーザが認識できるグラフィック画
像および英数字を作成するのに適したその他の表示装置
でもよい。カーソル制御装置１１０７によって、コンピ
ュータ・ユーザは、表示装置１１０５の表示画面上に可
視記号（ポインタ）の二次元移動を動的に伝えることが
できる。所与の変位方向または変位方法の移動を伝える
ことができるトラックボール、フィンガ・パッド、マウ
ス、ジョイスティック、英数字入力装置１１０５上の特
殊キーを含め、当技術分野では、カーソル制御装置の多
数の実施態様が知られている。キーボード１１０６、カ
ーソル制御装置１１０７、表示装置１１０５、ハードコ
ピー装置１１０９は、画像プロセッサ１０６０に関連す
るユーザ・インタフェースを構成する。

【００９０】チャネルごとの双対積分 本発明は、高計数率を正確に処理し、パルス・パイルア
ップに関連する問題を効果的に軽減させるためにチャネ
ルごとに複数の独立の積分器（たとえば、１ＰＭＴごと
に２つ）を設ける。この機能は、ＰＥＴ撮影モードの下
での処理で特に助けとなる。１チャネル当たりに２つの
積分器を使用する特定の実施形態で説明するが、本発明
のシステムが、１チャネル当たりに２つよりも多く（た
とえば、３つ、４つ、５つなど）の積分器を包含するよ
うに拡張できることが理解されよう。下記でさらに詳し
く論じるように、積分器を追加するごとに、直列ラッチ
回路内の追加段が必要となる。本発明の積分器はまた、
プログラム可能な積分間隔も提供する。

【００９１】図１４は、（ＰＥＴ撮影モードとＳＰＥＣ
Ｔ撮影モードのどちらかでの）２つの事象に関する時間
の経過に対する光強度応答（曲線４４０）を示す。光強
度応答は、時間定数Ｔを含む周知の減衰指数である。曲
線４４０で示したように、事象１が発生し、時間の経過
と共に減衰する。検出器８０で使用される結晶８１の特
性のために、５Ｔ時間間隔の終わりに、大部分の使用可
能な光強度が放射される。しかし、使用することがで
き、事象１を登録するのに十分な量のエネルギー（たと
えば、領域４３０に関連するエネルギー）を与える、５
Ｔよりも小さいある時間値Ｒがある。従来技術のシステ
ムは、（たとえば、曲線４３５として示したように、５
Ｔよりも前に第２の事象が発生する場合、）減少するこ
のエネルギー量（領域４３０）を使用して、高計数率の
周期中の事象を登録しようとする。しかし、事象間の離
隔時間が５Ｔよりも小さな値に減少するにつれて、収集
される事象エネルギーが次第に少なくなり、空間計算が
次第に不正確になるので、これは不利である。さらに、
ある点（たとえば、Ｒよりも小さな値）で、２つの事象
間の離隔時間が過度に短くなり、どちらの事象も登録で
きなくなる。計数率が高いと、従来技術のシステムの空
間精度は著しく低減する。

【００９２】一方、本発明は、アレイのすべてのＰＭＴ
に関して１チャネル当たりに２つの積分器が供給される
ために事象１と事象２の両方に関して（たとえば）５Ｔ
を超えるエネルギーを積分する機構を提供する。したが
って、一方の積分器は、応答４４０上の事象１に関する
光強度を５Ｔ継続時間（またはプログラム可能な他の間
隔）にわたってサンプリングし、積分することができ、
他方の積分器は、応答４３５上の事象に関する光強度を
サンプリングし積分することができる。本発明は、高計
数率の周期中、時間的に近接して発生した２つの事象を
積分するうえで各事象をサンプリングする際、エネルギ
ー強度を犠牲にしない。さらに、２つの別々の積分器を
使用するので、本発明は離隔時間がＲよりも短い場合で
も２つの事象を正確に登録することができる。したがっ
て、本発明は、従来技術よりも高い計数率でより高い精
度を与える。

【００９３】次に、２つの独立の積分器を使用する本発
明の二重積分器実施形態について論じる。図８に関して
論じたように、所与のチャネルに関する回路２８０
（ｉ）の積分回路は、それぞれ、独立のアキュムレータ
を有し、（ｍｕｘ２４１を介して）２段サンプル・アン
ド・ホールド回路（ラッチ２４２およびラッチ２４４）
に結合された２つの積分器２３８および２４０を含む。
各積分器は独立にトリガすることができ、それに関連す
るチャネル信号をプログラム可能な周期にわたって別々
にかつ独立に積分する。トリガ信号は、バス１３０を介
して送られ、受け取られると、アイドル状態の積分器の
アキュムレータをリセットするように働く。レジスタ１
３３０（図８）によって維持されるプログラム可能な積
分間隔の終わりに、本発明は、ある事象に関して、第２
段（２４４）のデータをＤＥＰ３００へ送り、第１段２
４２のデータを第２段へ移動し、完了した積分器のアキ
ュムレータのデータをホールド回路の第１段へ移動す
る。このように、２つの積分器は共に、それぞれの異な
る事象を同時にサンプリングすることができる。これら
の積分器はそれぞれ独立にトリガすることができ、プロ
グラム可能なサンプル周期の終わりに、アキュムレータ
がその結果を２段ホールド回路に記憶する。

【００９４】上記の手順は、検出器を横切る積分された
２つの事象のエネルギー分散どうしが、積分計算におい
て重畳せず、あるいは干渉しないように、互いに十分に
分離しているときに最も正確に動作する。たとえば、図
１６を参照すると、例示的なＰＭＴアレイが示されてい
る。ＰＭＴ７の上方で第１の事象が発生し、したがって
ＰＭＴクラスタ７５がＰＭＴ１、８、２０、１９、３
６、１８、７で構成される。トリガ・パルスは（チャネ
ルごとの）積分器２３８をリセットし、積分器２３８は
すべての５５個のチャネルでの第１の事象のエネルギー
を積分する。この第１の事象に関する積分が完了する前
にＰＭＴ３８の上方で第２の事象が発生し、したがって
ＰＭＴクラスタ７３がＰＭＴ３８、３７、２２、２３、
３９で構成される。（チャネルごとの）積分器２４０が
リセットされ、すべての５５個のチャネルでの第２の事
象に関連するエネルギーを積分する。ＰＭＴクラスタ７
５とＰＭＴクラスタ７３が十分に分離しているので、チ
ャネル１、８、２０、１９、３６、１８、７を介した第
２の事象に関連するエネルギーの寄与は比較的小さく、
第１の事象に関する積分計算には干渉しない。同様に、
チャネル３８、３７、２２、２３、３９を介した第１の
事象に関連するエネルギーの寄与は比較的小さく、第２
の事象に関する積分計算には干渉しない。

【００９５】第１の事象に関する計算の終わりに、ラッ
チ２４４の積分チャネル信号データがＤＥＰ３００に出
力され、所与の検出器では、ラッチ２４２の積分チャネ
ル信号がラッチ２４４に出力され、積分器２３８のアキ
ュムレータの値がラッチ２４２に出力される。第２の事
象に関する計算の終わりに、ラッチ２４４の積分チャネ
ル信号がＤＥＰに出力され、ラッチ２４２の値がラッチ
２４４に出力され、積分器２４０のアキュムレータの値
がラッチ２４２に出力される。第１および第２の事象は
ＤＥＰ３００によって処理される。

【００９６】図１５は、１チャネル当たりに双対積分を
実行するために本発明によって実行されるプロセスをさ
らに詳しく示す。各検出器の各チャネルは、このプロセ
スを実行する。５０１で示したプロセスは、積分器Ａの
プロセスを表すが、Ｂに関するプロセス（論理ブロック
５１６）が、”Ｂ”制御信号が使用されることを除いて
同じであることが理解されよう。図のように、このプロ
セスは、有効事象トリガ信号Ｓｔａｒｔ（ｔ０）に応答
して５１０で開始する。次いで、ＣＬＲＡＣＣＡ制御信
号をアサートすることによってＡアキュムレータがクリ
アされ（たとえば、積分器２３８）、５１２で、ＥＮＡ
ＣＣＡ制御信号をアサートすることによってこのアキュ
ムレータがイネーブルされ積分を行う。論理ブロック５
１４でＳｔａｒｔ（ｔ１）が検出された場合、論理ブロ
ック５１６で、積分器Ｂのプロセスが開始され、プロセ
ス５０１と同様に動作する。そうでない場合、論理ブロ
ック５１８で、Ａに関するプログラム可能な継続時間の
積分が完了したかどうかが検査される。そうである場
合、プロセスが５１２に戻り、積分が継続する。

【００９７】Ａに関する積分がプログラム可能な間隔に
わたって完了すると、論理ブロック５２０で、ＭＵＸ２
４１に対する制御信号が積分器２３８からのデータを選
択する。論理ブロック５２２で、ＦＩＦＯ１（２４２）
が空であるかどうかが検査され、空である場合、論理ブ
ロック５２４で、このデータがＦＩＦＯ１にラッチされ
る。論理ブロック５２６で、ＦＩＦＯ２（２４４）が空
である場合、論理ブロック５２８で、ＦＩＦＯ１からの
データがＦＩＦＯ２にラッチされる。論理ブロック５３
０で、ＦＩＦＯ２からディジタル事象プロセッサへのデ
ータ転送がすべてのチャネルで開始される。論理ブロッ
ク５１０から論理ブロック５２２までの周期中、Ａ積分
器はビジー状態である。当然のことながら、有効事象ト
リガ信号は１つしかなく、その信号は、他のトリガ信号
との一時的な関係によってＳｔａｒｔ（ｔ０）またはＳ
ｔａｒｔ（ｔ１）として分類される。Ａビジー周期中
に、トリガ信号によってＢプロセスが開始する。任意の
時点で、プログラム可能な積分周期をレジスタ１３３０
（図８）にロードすることができるが、レジスタ１３３
０は通常、撮影セッションが開始される前にロードさ
れ、セッション中には変更されない。

【００９８】可変ＰＭＴクラスタ構成 前述のように、本発明のＰＭＴアドレス・テーブル回路
３３５は、（回路３２０から供給された）所与の事象に
関するピークＰＭＴに基づき、かつバス３５７を介して
カウンタ３９０から供給された計数値に基づいてその事
象に関するＰＭＴクラスタを構成するＰＭＴ群のアドレ
スを提供する参照テーブルを含む。事象の空間座標値に
到達するために、ＰＭＴクラスタに基づいて（セントロ
イド計算を使用して）セントロイドが算出される。この
ように、本発明のＰＭＴクラスタ構成は各ピークＰＭＴ
ごとに異なる。本発明によれば、検出器アレイの各ＰＭ
Ｔには、形成されたＰＭＴクラスタのタイプを記述する
タイプ登録または分類も関連付けられる。上記の特徴を
使用して、本発明はＳＰＥＣＴ撮影動作モードとＰＥＴ
撮影動作モードとの間のクラスタ構成の寸法を変えるこ
とができる。

【００９９】ＰＥＴ撮影中には高計数率が経験されるの
で、本発明は、コンピュータ・システム１１１２を介し
て一般に、ＰＭＴクラスタの寸法が１クラスタ当たり７
つ以下のＰＭＴになるように制御するが、ＳＰＥＣＴモ
ードでは、通常のＰＭＴクラスタ寸法に、１クラスタ当
たり１９個のＰＭＴなど多数のＰＭＴを含めることがで
きる。１クラスタ当たりのＰＭＴの正確な数は重要では
ないが、本発明では、ＰＥＴモードで動作する際にクラ
スタ寸法を有利に低減させることができ、これに対し
て、ＳＰＥＣＴモードではＰＭＴクラスタ寸法が増大さ
れる。したがって、ＰＥＴ撮影動作モードの初期設定時
には、システム１１１２は自動的に、１クラスタ当たり
ＰＭＴ数として小さな数を選択し、使用するように本発
明のプログラミングを制御し、これに対してＳＰＥＣＴ
撮影動作モードの初期設定時には、システム１１１２は
自動的に、１クラスタ当たりＰＭＴ数として大きな数を
選択し使用するように本発明のプログラミングを制御す
る。具体的には、コンピュータ・システム１１１２は、
ＰＥＴ撮影モードとＳＰＥＣＴ撮影モードのどちらかの
下で初期設定を行うために、妥当なＰＭＴクラスタ寸法
が得られるように所定のＰＭＴクラスタ・テーブル（図
１７）を回路３３５にロードする。事前に定義されたテ
ーブル（ＰＥＴ用の１つのテーブルおよびＳＰＥＣＴ用
の１つのテーブル）を、たとえば回路３３５にダウンロ
ードする前に装置１１０２、または１１０３、または１
１０４に記憶することができる。

【０１００】可変クラスタ形状に関して、本発明は、
１）通常、２）長エッジ、３）短エッジ、４）コーナー
の４つの異なる種類の例示的なＰＭＴクラスタを与え
る。通常ＰＭＴクラスタでは、ＰＭＴクラスタが両方の
軸の周りでほぼ対称的になるように他のＰＭＴで囲むこ
とができるＰＭＴアレイの領域にピークＰＭＴが配置さ
れる。そのようなＰＭＴクラスタは図１６にＰＭＴクラ
スタ７５として示されており、この場合、ＰＭＴ７が外
側ＰＭＴで囲まれたピークＰＭＴとして示されている。
ピークＰＭＴを判定すると、事象に関する粗空間位置が
与えられ、本発明のＰＭＴアドレス・テーブル３３５
は、事象のこの粗位置を使用して、その空間位置に関す
るＰＭＴクラスタ構成を判定することができ、その結
果、ＤＥＰ３００のセントロイド計算を介して微空間位
置を与えることができる。

【０１０１】２つのＰＭＴクラスタ・タイプ（長エッジ
および短エッジ）は、検出器ＰＭＴアレイのエッジに位
置するピークＰＭＴを有するＰＭＴクラスタに対応す
る。エッジＰＭＴクラスタは、一方の軸に対して対称的
ではない。本発明のＰＭＴアレイは長方形であり、長エ
ッジと短エッジとを含み、ピークＰＭＴのエッジ位置に
よって画定されるＰＭＴクラスタは、このエッジ位置に
応じて、長エッジＰＭＴクラスタまたは短エッジＰＭＴ
クラスタとすることができる。これらのタイプのＰＭＴ
クラスタは、長エッジでの光分布と短エッジでの光分布
が異なるために異なる。エッジ・タイプＰＭＴクラスタ
が、ピークＰＭＴとしてＰＭＴ３８を有するＰＭＴクラ
スタ７３として図１６に示されている。本発明の第４の
ＰＭＴクラスタ・タイプは、コーナーＰＭＴクラスタで
あり、この種のＰＭＴは、ピークＰＭＴ４６を有する図
１６のＰＭＴクラスタ７１などコーナー・タイプのＰＭ
Ｔアレイに位置する。このＰＭＴクラスタ・タイプはど
ちらの軸の周りでも対称的ではない。当然のことなが
ら、前述のＰＭＴクラスタ・タイプは例示的なものであ
り、使用されるＰＭＴアレイの特定の形状および検出器
ヘッドの形状に応じて本発明の範囲内で他の多数のＰＭ
Ｔクラスタ・タイプを使用することができる。

【０１０２】当然のことながら、所与のピークＰＭＴア
ドレスでは、空間計算の選択された解像度に応じてＰＭ
Ｔクラスタに関するタイプ値を変更することができる。
たとえば、同じピークＰＭＴを有する高解像度での通常
タイプＰＭＴクラスタは、同じピークＰＭＴの場合に低
解像度で生成されるＰＭＴクラスタとは異なるものでよ
い（後者はエッジ・タイプ・クラスタでよい）。これが
そうであるのは、少なくともＳＰＥＣＴモードでは、Ｐ
ＭＴクラスタを完成するのに必要なＰＭＴが、低解像度
クラスタでは７つであるが、高解像度ではこれよりも多
く（たとえば、１７個または１９個）、この追加ＰＭＴ
がＰＭＴアレイのエッジを越える可能性があるからであ
る。

【０１０３】ＰＭＴクラスタ・タイプが、空間計算で特
定のＰＭＴクラスタの特定のＰＭＴに割り当てられるｘ
加重およびｙ加重に影響を及ぼすので、タイプ・フィー
ルドは重要である。たとえば、一方の軸に対して対称的
なＰＭＴクラスタ・タイプ（たとえば、エッジ・タイ
プ）は、対称的ではない軸に沿って位置するＰＭＴクラ
スタのＰＭＴに割り当てられる修正された加重値を有す
る。たとえば、図１０を参照すると、通常ＰＭＴクラス
タ・タイプに基づく空間計算が示されている。空間座標
は、ＰＭＴクラスタの各ＰＭＴごとに、ＰＭＴの加重に
ＰＭＴの積分チャネル信号を乗じた値に基づく和の平均
から算出される。ＰＭＴに関する加重値は、ＰＭＴクラ
スタが対称的ではない軸に沿った空間座標の計算におい
て調整しなければならない。図１０において、ＰＭＴ０
がエッジに沿って配置されたため、ＰＭＴ２および３が
使用できないと仮定する。この結果得られるＰＭＴクラ
スタは、ＰＭＴ０、１、６、５、４で構成され、Ｘ軸に
対しては対称的ではない。Ｘ軸座標の座標計算では、右
側のＰＭＴ（たとえば、ＰＭＴ２および３）が欠落して
いるので、平均計算が左側へスキューまたはシフトされ
る。したがって、結果的に得られるＰＭＴクラスタのＰ
ＭＴの加重値を低減させて左側へのスキューを補償しな
ければならない。コーナーＰＭＴクラスタにも同じこと
が当てはまるが、コーナーＰＭＴクラスタはＸ軸に対し
ても、Ｙ軸に対しても対称的ではないので、両方の座標
の計算で加重値を調整しなければならない。

【０１０４】ＰＭＴクラスタ・タイプ・フィールドに基
づくＰＭＴの加重調整は、加重回路３４５によって行わ
れる。この加重調整について下記で詳しく説明する。

【０１０５】図１７を参照すると、ＳＰＥＣＴモードま
たはＰＥＴモードで低解像度を選択した場合のプログラ
ム可能なＰＭＴアドレス・テーブル回路３３５のフォー
マットを示す。ＰＭＴアドレス・テーブル回路３３５
は、ピークＰＭＴアドレス値によってアドレスされ、カ
ウント値（この場合は、零ないしｎとして示される）に
よってもアドレスされる。回路３３５は、検出器アレイ
の５５個のＰＭＴのそれぞれに関する項目を含む。各ピ
ークＰＭＴごとに、回路３３５はＰＭＴクラスタ・タイ
プ値およびＰＭＴクラスタのＰＭＴアドレスを出力す
る。回路３３５の出力は、（１）ＰＭＴクラスタ・タイ
プ値と、（２）ピークＰＭＴアドレスによって画定され
るＰＭＴクラスタのＰＭＴのＰＭＴアドレス（「ＰＭＴ
リスト」）である。ＰＭＴクラスタはプログラム可能で
あり、寸法およびＰＭＴ番号が可変であるので、ＰＭＴ
リストの終わりに「停止」インディケータが配置される
（あるいは、最後のＰＭＴアドレス項目の一部として含
まれる）。例示的なデータが図１７に示されており、図
１６に示したＰＭＴクラスタに対応する。図１７に示し
た第１の項目は図１６のＰＭＴクラスタ７４に関係する
ものであり、ＰＭＴ７はピークＰＭＴであり、ＰＭＴク
ラスタは、ＰＭＴ１、８、２０、１９、３６、１８を有
する通常タイプである。図１７の項目３８は、図１６の
ＰＭＴクラスタ７３に関係するものであり、エッジ・タ
イプＰＭＴクラスタである。図１７の項目４６は、図１
６のＰＭＴクラスタ７１に関係するものであり、コーナ
ーＰＭＴクラスタである。

【０１０６】各ピークＰＭＴごとのＰＭＴクラスタを形
成するために使用されるメモリ回路３３５に記憶されて
いるデータはプログラム可能であり、撮影モードの初期
設定時またはＳＰＥＣＴ／ＰＥＴ切替時にコンピュータ
・システム１１１２からダウンロードすることができ
る。そのような実施形態では、それぞれの異なる構成の
ためにそれぞれの異なるデータセットをメモリ回路３３
５にロードすることができる。別法として、静的ＲＯＭ
メモリを使用して回路３３５を実施することができる。
一実施形態では、一方がＰＥＴ用であり、一方がＳＰＥ
ＣＴ撮影用である２つの別々のＰＭＴクラスタ・テーブ
ル（図１７）を回路３３５にロードすることができ、選
択したモード（回線１２５２）が、ＰＥＴモード用のテ
ーブルとＳＰＥＣＴモード用のテーブルのどちらかを選
択できるように回路３３５へ送られる。

【０１０７】本発明のシーケンス・カウンタ３９０は、
クロック信号に基づいて、バス３６７を介してカウント
・フィールドを（一度に１つずつ）与え、このカウント
値がピークＰＭＴアドレスと共に回路３３５にアドレス
し、図１７に示したように、ＰＭＴクラスタの（１）Ｐ
ＭＴクラスタ・タイプおよび（２）ＰＭＴアドレスが出
力される。

【０１０８】当然のことながら、本発明のＰＭＴアドレ
ス・テーブル３３５は、ガンマ・カメラの所望のガンマ
・カメラの計数率またはカメラの動作モード（たとえ
ば、ＰＥＴ撮影モードまたはＳＰＥＣＴ撮影モード）に
応じて、各ＰＭＴクラスタ・タイプごとのそれぞれの異
なる寸法のＰＭＴクラスタを出力する。たとえば、高解
像度空間判定が必要であり、あるいはＳＰＥＣＴ撮影が
実行されており、あるいは低計数率が予想される場合、
ＰＭＴクラスタの寸法は、通常ＰＭＴクラスタの場合、
１７ないし１９個のＰＭＴ（低解像度での通常クラスタ
・タイプの場合は７つ）を含むように増大される。前述
のように、ＰＥＴ撮影が必要である場合、最小限のパイ
ルアップで高計数率が可能になるように１クラスタ当た
り７つのＰＭＴが供給される。エッジＰＭＴクラスタお
よびコーナーＰＭＴクラスタの数はこれに応じて増加さ
れる。したがって、本発明の代替実施形態では、ＰＭＴ
アドレス・テーブル３３５が、低解像度または高解像度
（または計数率）を示す追加信号を受け取り、この信号
がテーブル３３５にアドレスし、必要な解像度に基づい
て妥当なセントロイド計算情報を供給する。別法とし
て、テーブル３３５全体に異なるデータセットを再ロー
ドし、ＳＰＥＣＴモードの解像度を変更することができ
る。

【０１０９】図１７のＰＭＴアドレス・テーブルの設計
が与えられた場合、ＰＭＴクラスタの完成を示す停止イ
ンディケータが容易に調整されるので、所与のＰＭＴク
ラスタのＰＭＴの数を容易に増加させることができる。
さらに、前述のように、特定のピークＰＭＴアドレスに
対応するＰＭＴクラスタ・タイプを、低解像度設定から
高解像度設定に変更し、あるいはＰＥＴ撮影モードまた
はＳＰＥＣＴ撮影モード向けに変更することができる。

【０１１０】ＰＭＴ当たり可変ＰＭＴ加重 本発明によれば、加重テーブル回路３４５は、共に、Ｐ
ＭＴアドレス・テーブル３３５によって生成される、Ｐ
ＭＴアドレスおよびＰＭＴクラスタ・タイプ情報に基づ
いてＰＭＴクラスタの各ＰＭＴのｘ座標加重およびｙ座
標加重を出力する。図１８は、本発明の加重テーブル回
路３４５を示す。ＰＭＴが含まれているＰＭＴクラスタ
のタイプ（たとえば、通常タイプ、または長エッジ・タ
イプ、または短エッジ・タイプ、またはコーナー・タイ
プ、またはその他のタイプ）に応じて、回路３４５から
出力される、ＰＭＴに関するｘ座標加重およびｙ加重座
標は異なる。本発明は、各ＰＭＴアドレス（たとえば、
ＰＭＴ０ないしＰＭＴ５４）ごとに、ＰＭＴクラスタ・
タイプごとに異なる各座標計算（たとえば、ＷｘとＷ
ｙ）用のプログラム可能な別々の加重値を提供する。値
Ｗｘはバス３６２を介して出力され、値Ｗｙはバス３５
７を介して出力される。後述のように、ピークＰＭＴを
判定すると、事象に関する粗空間位置が与えられ、本発
明の加重テーブル３４５は事象のこの粗位置を使用し
て、ＰＭＴクラスタのＰＭＴに割り当てるべき妥当な加
重値を求めることができる。微空間位置は、ＤＥＰのセ
ントロイド計算を介して算出される。このように、バス
３７２上のＰＭＴアドレス値信号およびバス３７７上の
タイプ信号は回路３４５にアドレスする。

【０１１１】ある種のＰＭＴクラスタは所与の軸の周り
では対称的ではなく、たとえばエッジ・タイプＰＭＴク
ラスタの場合はＸ軸またはＹ軸の周りでは対称的ではな
いので、座標計算を平衡させるためにれらの軸に関連す
る加重値が調整または変更される。これは、対称計算を
行ううえで使用できない（一方の軸の）欠落しているＰ
ＭＴを補償するために本発明によって行われる。コーナ
ーＰＭＴクラスタの場合、両方の軸に関連する加重値
が、対称計算を行うために必要な（両方の軸の）欠落し
ているＰＭＴを補償するように調整される。通常、加重
値は、前述の平衡を実行するためにある種のＰＭＴでは
減少される。本発明の値加重テーブル３４５は、ある位
置での既知の事象に基づいて経験的に開発することもで
きる。

【０１１２】さらに、結晶境界、光学インタフェース、
ＰＭＴ光電陰極特性など他の因子により、事象の位置に
応じてＰＭＴ寄与が異なるものになることがある。ピー
クＰＭＴアドレスは事象の粗位置のある種の表示を与え
るので、加重テーブル３４５は可変加重を与えることに
よって前述の因子を補償することができる。

【０１１３】したがって、本発明は、ＰＭＴが位置する
ＰＭＴクラスタ・タイプに応じて、所与のＰＭＴに関す
る加重値を調整または変更する能力を提供する。ピーク
ＰＭＴの位置に応じて、セントロイド計算で使用される
ＰＭＴに関する加重値を変更することができる。本発明
内ではピークＰＭＴアドレスがＰＭＴクラスタ・タイプ
を定義するので、このような加重値はピークＰＭＴアド
レスにも依存する。ピークＰＭＴ位置に基づいてそれぞ
れの異なる加重因子を割り当てる能力によって、セント
ロイド計算の精度を高めることができ、補正処理ステッ
プに対する要件が低減される。これによって、検出器８
０は、結晶の寸法を増加させずにより大きな視野を有す
ることができる。

【０１１４】各ＰＭＴごとに可変加重を与えるために使
用される図１８のメモリ回路３４５に記憶されているデ
ータは、プログラム可能であり、コンピュータ・システ
ム１１１２からダウンロードすることができる。そのよ
うな実施形態では、それぞれの異なる構成のためにそれ
ぞれの異なるデータセットをメモリ回路３４５にロード
することができる。別法として、回路３４５は静的ＲＯ
Ｍメモリを使用して実施することができる。

【０１１５】動作時には、カウンタ３９０が順次、計数
を行うので、ＰＭＴアドレス・テーブル３３５はＰＭＴ
クラスタ内のＰＭＴアドレスの順次リストを出力する。
バス３７７によって生成されたタイプ信号はメモリ３４
５のＭＳＢにアドレスし、ＰＭＴアドレスはＬＳＢであ
る。バス３７２を介して各ＰＭＴが生成されるたびに、
メモリ回路３４５は、バス３７２を介して出力された現
ＰＭＴに関連するＸ加重値およびＹ加重値を（バス３５
７および３６２を介して）生成する。この情報は、ガン
マ事象の空間座標を算出するためにセントロイド計算回
路へ送られる。

【０１１６】本発明の二重ヘッド・カメラ・システム
は、自動利得補正（オートゲイン補正）、可変動的圧縮
テーブル、ソフトウェア・トリガ基準補償またはシンチ
レーション・トリガ基準補償を使用することもできる。
これらの態様は、 に出願され、「Ｍｕｌｔｉ−Ｈ
ｅａｄ Ｎｕｃｌｅａｒ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ Ｃａｍｅ
ｒａ Ｆｏｒ Ｄｕａｌ Ｓｐｅｃｔ Ａｎｄ Ｐｅｔ
Ｉｍａｇｉｎｇ」と題する、本発明の出願人に譲渡さ
れた関連特許出願第 号に詳しく記載されてい
る。

【０１１７】切替可能なＰＥＴ動作モードとＳＰＥＣＴ
動作モード 図１９は、ＳＰＥＣＴ撮影動作モードとＰＥＴ撮影動作
モードとを切り替える際に本発明によって使用されるプ
ロセス１４００を示す。ＰＥＴ撮影モード内で操作する
際には、５１１ｋｅＶガンマ光線対を放射する撮影の前
に、Ｆｌｕｏｒｏ Ｄｅｏｘｉ Ｇｌｕｃｏｓｅ（ＦＤ
Ｇ）または同様な放射性薬剤を患者に注射しておく。Ｓ
ＰＥＣＴモードでは、１４０ｋｅＶガンマ光線を放射す
る撮影の前にＴＩ−２０１放射性薬剤を患者に注射して
おく。本発明のカメラ・システムのプロセス１４００
は、論理ブロック１４０５から開始し、システムは、ユ
ーザ・インタフェース装置（たとえば、図１３の１１０
６）またはメモリ１１０２を検査して、ＰＥＴ撮影動作
モードが要求されているか、それともＳＰＥＣＴ撮影動
作モードが要求されているかどうかを判定する。ＰＥＴ
動作モードが要求されている場合、論理ブロック１４１
０で、カメラ・システムは、検出器８０および８０’か
らコリメータが取り外されているかどうかを検証する。
コリメータが取り外され、コリメータが存在することを
示す表示が装置１１０５または１０６５上に表示される
まで処理は中断する。コリメータが取り外されている場
合、処理は論理ブロック１４１５へ進み、カメラ・シス
テムはトリガ・モードをＰＥＴ撮影モードになるように
プログラムする（たとえば、図６のＣＴＣ１０５０の回
線１０５２）。この場合、回線１２４０および１２４２
を介して有効事象トリガを生成するには同時トリガ検出
が必要である。

【０１１８】論理ブロック１４２０で、コンピュータ・
システムは、図８の回線２３５上のＰＥＴ積分（累算）
間隔（たとえば、約３２０ｎｓ）を検出器８０と検出器
８０’の両方用のレジスタ１３３０にロードする。論理
ブロック１４２５で、本発明は、インデックス付けされ
た各ピークＰＭＴごとに、より小さなＰＭＴクラスタ寸
法（たとえば、７つのＰＭＴＳ）を有するＰＭＴクラス
タ・テーブルを図９のＰＭＴアドレス・テーブル３３５
にセットまたはダウンロードするようコンピュータ・シ
ステムに命令する。これは、各ピークＰＭＴごとのクラ
スタ寸法がより小さくなるようにＰＭＴアドレス・テー
ブル（図１７参照）をプログラムすることによって行わ
れる。論理ブロック１４３０で、本発明は、検出器８０
と検出器８０’が１８０°撮影構成になるようにそれら
の検出器の構成を調整する。論理ブロック１４３５で、
本発明は、検出器８０および８０’を１８０°配置の構
成にした状態で、いくつかのＥＣＴ投影角度にわたって
ＰＥＴ撮影セッションを実行する。各投影角度ごとに、
論理ブロック１４３５内で、本発明によって、図１１お
よび１２に示した流れ図に従って事象ごとにデータが収
集される。ＰＥＴモード内では、検出器８０と検出器８
０’との間で事象に関する同時検出が実行される。収集
されたデータは収集コンピュータ・システム１０５５
（図１）に記録される。当然のことながら、ＰＥＴモー
ドでは、事象に応答して検出器によって出力されるエネ
ルギー値は、事象をローカライズするために使用された
クラスタが検出したエネルギーの和であり、ＳＰＥＣＴ
撮影で時々使用される、検出器中のすべてのＰＭＴＳの
和ではない。次に、収集されたデータは画像プロセッサ
１０６０によって撮影され、論理ブロック１４４０で投
影データに対してＰＥＴ再構成が実行される。投影デー
タに対するＰＥＴ再構成手順はよく知られており、本明
細書では詳しくは論じない。当然のことながら、論理ブ
ロック１４４０で、もしあれば減衰補正マップを放射デ
ータに適用して再構成中非一様減衰を補正することがで
きる。非一様減衰補正の収集については以下でさらに説
明する。

【０１１９】論理ブロック１４８５で、ＰＥＴ再構成か
ら得たユーザが選択した画像を表示画面１０６５または
ディスプレイ１１０５上に表示することができる。ＰＥ
Ｔ撮影データはコリメータなしで収集されるので、ＰＥ
Ｔ画像の解像度は一般に、ＳＰＥＣＴ画像よりも高品質
である。当然のことながら、論理ブロック１４１０ない
し１４３０の処理は、任意の順序で行うことができ、提
示した順序は例示的なものに過ぎない。

【０１２０】図１９に関しては、論理ブロック１４０５
でＳＰＥＣＴ動作モードが要求された場合、論理ブロッ
ク１４５０で、カメラ・システムは、検出器８０および
８０’からコリメータが存在するかどうかを検証する。
コリメータが設置され、コリメータが存在しないことを
示す表示が装置１１０５または１０６５上に表示される
まで処理は中断する。コリメータが設置されている場
合、処理は論理ブロック１４５５へ進み、カメラ・シス
テムは、同時検出を行わなくても有効事象トリガを生成
できるＳＰＥＣＴ撮影モードになるようにトリガ・モー
ドをプログラムする（たとえば、図６のＣＴＣ１０５０
の回線１２５２）。

【０１２１】図１９の論理ブロック１４６０で、コンピ
ュータ・システムは、図８の回線２３５上のＳＰＥＣＴ
積分（累算）間隔（たとえば、約８４０ｎｓ）を検出器
８０と検出器８０’の両方用のレジスタ１３３０にロー
ドする。論理ブロック１４６５で、本発明は、インデッ
クス付けされた各ピークＰＭＴごとに、比較的大きなＰ
ＭＴクラスタ寸法（たとえば、７つよりも多く、たとえ
ば１９個のＰＭＴＳ）を図９のＰＭＴアドレス・テーブ
ル３３５にセットするようコンピュータ・システムに命
令する。これは、各ピークＰＭＴごとのクラスタ寸法が
比較的大きくなるようにＰＭＴアドレス・テーブル（図
１７参照）をプログラムすることによって行われる。論
理ブロック１４７０で、本発明は、検出器８０と検出器
８０’が１８０°撮影構成になるようにそれらの検出器
の構成を調整する。論理ブロック１４７５で、本発明
は、検出器８０および８０’を１８０°構成にした状態
で、いくつかの投影角度にわたってＳＰＥＣＴ撮影セッ
ションを実行する。各投影角度ごとに、論理ブロック１
４７５内で、本発明によって、図１１および１２に示し
た流れ図に従って事象ごとにデータが収集される。ＳＰ
ＥＣＴモード内では、同時検出は実行されない。収集さ
れたデータは収集コンピュータ・システム１０５５（図
１）に記録される。収集されたデータは次いで、画像プ
ロセッサ１０６０によって撮影され、論理ブロック１４
８０で投影データに対してＳＰＥＣＴ再構成が実行され
る。投影データに対するＳＰＥＣＴ再構成手順はよく知
られており、本明細書では詳しくは論じない。当然のこ
とながら、論理ブロック１４８０で、もしあれば減衰補
正マップを放射データに適用して再構成中非一様減衰を
補正することができる。非一様減衰補正の収集について
は以下でさらに説明する。

【０１２２】論理ブロック１４８５で、ＳＰＥＣＴ再構
成から得たユーザが選択した画像を表示画面１０６５ま
たはディスプレイ１１０５上に表示することができる。
当然のことながら、論理ブロック１４５０ないし１４７
０の処理は、任意の順序で行うことができ、提示した順
序は例示的なものに過ぎない。本発明は、手順１４００
を使用して、自動的に切替可能であり、ＳＰＥＣＴ撮影
機能とＰＥＴ撮影機能の間で最適化された核カメラ・シ
ステムを提供する。

【０１２３】透過収集および非一様減衰補正 下記の節では、前述の二重ヘッド切替可能ＰＥＴ・ＳＰ
ＥＣＴ核カメラ・システム内で非一様減衰補正を使用す
ることに関して説明する。当然のことながら、本発明の
カメラ・システムは、前述の透過収集態様だけでなく、
１９９５年５月１１日に出願され、本発明の出願人に譲
渡された「Ｄｕａｌ Ｓｙｎｃｈｒｏｎｉｚｅｄ Ｓｌ
ｉｄｉｎｇ Ｔｒａｎｓｍｉｓｓｉｏｎ Ｄｅｔｅｃｔ
ｉｏｎＷｉｎｄｏｗｓ ｆｏｒ Ｄｕａｌ Ｔｒａｎｓ
ｍｉｓｓｉｏｎ Ｌｉｎｅ Ｓｏｕｒｃｅｓ」と題する
関連特許出願第０８／４３９２２２号に記載された態様
を利用することもできる。たとえば、本発明は、透過走
査速度態様および透過線源上の可変フィルタを使用する
ことができ、かつ大視野透過収集と小視野放出収集を共
に使用することができる。

【０１２４】同時透過走査時の側散乱（またはクロスト
ーク）の影響を軽減させる本発明の実施形態に関して説
明する。この実施形態は、前述のカメラ・システムを使
用する透過走査およびＳＰＥＣＴ放出走査時に使用する
こともできる。本発明の透過収集の動作を説明するため
に、下記の節では、ＰＥＴ／ＳＰＥＣＴカメラ・システ
ムがＳＰＥＣＴ撮影モードに切り替えられると仮定す
る。

【０１２５】本発明の一実施形態では、２つの透過スラ
イディング検出窓が使用され、図２の２つの走査線源ア
センブリ１５２０および１５２２（走査線源とも呼ばれ
る）と共に検出器表面を横切って移動する。透過検出窓
は電子的に生成され、検出器の視野内に特定の領域を画
定するために使用される。本発明のこの透過実施形態内
の下記のすべての議論では、各検出器（たとえば、検出
器８０および８０’）がコリメートされ、さらに（１）
同時ＳＰＥＣＴ放出／透過走査または（２）順次ＳＰＥ
ＣＴ放出／透過走査を実行するガンマ・カメラ内で本発
明のこの実施形態を実施することができると仮定する。
別法として、下記で詳しく説明するように、本発明の二
重ＳＰＥＣＴ／ＰＥＴカメラ・システムを使用して、透
過収集を実行し、その後ＰＥＴ放出収集を行うこともで
きる。

【０１２６】透過収集では、２つの線源および２つのス
ライディング窓が同期的に移動して検出器の視野を走査
し、所与の位置はすべて単一の平面内に位置する（たと
えば、２つの線源の長軸と２つの透過検出窓の長さが、
単一の空間平面内で位置合わせされる）。この空間平面
は、走査中の対象物または患者の長軸を横切る。特に、
図２のガンマ・カメラ構成を考える場合、この空間平面
は、２つのガントリ・リング８５を通過する軸に垂直で
ある。この二重線源走査構成を使用すると、所与の線源
から生じるクロストークまたは散乱放射が、その所与の
線源に関連しない検出器（たとえば、その線源に直接に
は面していない検出器）によって放出データとして検出
されることはない。第２に、同時ＰＥＴ放出収集を実行
すると、放射クロストークの影響も軽減される。

【０１２７】検出器８０および８０’の視野内に画定さ
れるスライディング透過検出窓は、透過放出のエネルギ
・レベル内の光子のみを検出するようにコンピュータ・
システム１１１２によってプログラムされる。このカメ
ラ・システムによって、この窓内で検出された放出放射
レベルの光子は無視される。シンチレーション検出器内
に窓領域を電子的に画定する能力は当技術分野において
良く知られており、たとえば、追跡ズーム領域または
「移動」ズーム領域に関して論じている、１９９４年４
月１９日に発行され本発明の出願に譲渡された「Ａｐｐ
ａｒａｔｕｓ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄ ｆｏｒ Ａｕｔ
ｏｍａｔｉｃ Ｔｒａｃｋｉｎｇ ｏｆａ Ｚｏｏｍｅ
ｄ Ｓｃａｎ Ａｒｅａ ｉｎ ａ Ｍｅｄｉｃａｌ
Ｃａｍｅｒａ Ｓｙｓｔｅｍ」と題する米国特許第５３
０４８０６号を参照されたい。既知のように、窓領域
は、検出器の視野内に画定し、かつこの視野を横切る方
向へ移動させることができ、シンチレーション検出器に
よって窓内で検出されたある種のデータを収集処理によ
って収集し、あるいは無視することができる。

【０１２８】本発明の横断配向二重線源走査・二重透過
検出窓構成の図が図２０に示されている。検出器８０お
よび８０’は９０°構成で示されている。検出器８０
は、線源アセンブリ１５２０に関連付けられ、検出器８
０’は線源アセンブリ１５２２に関連付けられる。透過
時に検出器表面への入射光子放射をコリメートするため
に各検出器８０および８０’の前方に別々のコリメータ
１５２５が配置される。前述のように、各線源アセンブ
リ１５２０および１５２２はそれ自体のコリメートスリ
ットを有する。透過窓領域１５１２は、検出器８０’の
視野（ＦＯＶ）内に決められ、線源アセンブリ１５２２
に対応する。この窓領域１５１２は、Ｙ軸に沿って検出
器８０’の視野の長さにわたって延び、（Ｘ軸に沿っ
た）幅に関しては、線源アセンブリ１５２２から放出さ
れるコリメートされた透過放射を検出する（かつ含め
る）のに十分な大きさである。線源アセンブリ１５２２
の長軸は、前述のように、Ｙ軸に沿って延びる。また、
第２の透過窓領域１５１０は、検出器８０の視野（ＦＯ
Ｖ）内に配され、線源アセンブリ１５２０に対応する。
この窓領域１５１０は、Ｚ軸に沿って検出器８０の視野
の長さにわたって延び、（Ｘ軸に沿った）幅に関して
は、線源アセンブリ１５２０から放出されるコリメート
された透過放射を検出する（かつ含める）のに十分な大
きさである。線源アセンブリ１５２０の長軸は、前述の
ように、Ｚ軸に沿って延びる。

【０１２９】線源アセンブリ１５２０および１５２２
は、透過放射を収集するために、Ｘ軸に沿って移動し、
検出器８０および８０’の透過検出窓内で検出される透
過放射によって対象物を走査する。線源アセンブリがＸ
軸に沿って互いに同期的に移動するにつれて、関連する
透過窓領域１５１０および１５１２も、関連する線源ア
センブリと共にＸ軸に沿って同期的に移動する。

【０１３０】線源アセンブリおよび透過検出窓のＸ軸に
沿った進行を図２０に示す。図２０Ａでは、２つの線源
１５２０、１５２２および２つの透過検出窓１５１０、
１５１２が、Ｘ軸に沿った所与の（開始）位置に示され
ている。図２０Ｂでは、２つの線源および透過検出窓
が、次の（中間）Ｘ軸位置に示されている。図２０Ｃで
は、２つの線源および透過検出窓が、次の（最終）Ｘ軸
位置に示されている。実際には、電子機器では、透過検
出窓１５１０、１５１２は、検出器ＦＯＶを横切る方向
へ線源と同期的に走査され、透過データを受け入れ、放
出エネルギー・レベル内の光子放射を拒絶する２つの空
間受け入れ窓を生成する。当然のことながら、透過走査
動作は、検出器のＦＯＶを横切って逆方向へ、たとえ
ば、図２０Ｃから図２０Ｂへ、図２０Ｂから図２０Ａへ
行うこともできる。

【０１３１】当然のことながら、コンピュータ・システ
ム１１１２は、透過検出窓１５１０、１５１２を決め、
透過操作時にそれらの窓を検出器８０および８０’の表
面に沿って変位または走査させるように、本発明によっ
てプログラムされる。透過検出窓を決め、検出器の視野
に沿ってそのような窓を走査させることは、”Ａ Ｓｃ
ａｎｎｉｎｇ Ｌｉｎｅ Ｓｏｕｒｃｅ ｆｏｒ Ｓｉ
ｍｕｌｔａｎｅｏｕｓＥｍｉｓｓｉｏｎ ａｎｄ Ｔｒ
ａｎｓｍｉｓｓｉｏｎ Ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔｓ ｉ
ｎ ＳＰＥＣＴ”と題する文献でＴａｎ等によって教示
されたように、当技術分野において良く知られている。

【０１３２】この構成では、Ｘ軸に沿った任意の点で、
２つの線源１５２０および１５２２および２つの透過検
出窓１５１０および１５１２が空間ＹＺ平面内に位置す
る。本発明の横断線源アセンブリのＸ軸に沿った位置に
はかかわらずに、２つの走査線源１５２０および１５２
２の長軸ならびに２つの透過検出窓１５１０および１５
１２の長軸は、単一のＹＺ空間平面内に位置したままで
ある。たとえば、図２０を参照されたい。

【０１３３】この構成の下では、二重線源アセンブリの
長軸および二重透過検出窓は、走査中の対象物（たとえ
ば、Ｘ軸に沿って配置されていると仮定する）の長軸に
垂直な（長軸を横切る）空間ＹＺ平面内にある。したが
って、本発明の構成を「横断」透過構成と呼ぶ。

【０１３４】走査セッション中に、線源から透過放射が
放出され、この透過放射が、所望の対象物を通過した後
にシンチレーション検出器によって検出される。同時
に、放出放射が対象物から放射され、検出器によって検
出される。本発明内では、透過放射を使用して、走査中
の対象物の非一様減衰補正マップが作成される。透過検
出窓１５１０および１５１２内で検出されるのは透過光
子（たとえば、透過エネルギー範囲内で検出される光
子）だけである。放出光子（たとえば、放出エネルギー
範囲内で検出される光子）は透過検出窓内では無視され
る。光源および検出器のコリメートならびに本発明の構
成のために、透過光子は透過検出窓１５１０および１５
１２の外側では検出されない。透過情報は透過検出窓１
５１０および１５１２内で検出され収集されるが、検出
器のＦＯＶの残りの部分は放出データを検出し収集す
る。

【０１３５】図２１Ａは、本発明の横断構成が、透過光
子の側散乱の効果のために同時ＳＰＥＣＴ放出画像が汚
染されるのを有効に防止する方法を示す。基本的には、
（本発明の構成内の）線源コリメートおよび検出器コリ
メートによって、（１）非散乱透過光子は、放射線源に
関連する検出器の透過検出窓の内側に当たり、（２）側
散乱透過光子は、放射線源（たとえば、直交する線源）
に関連しない検出器の透過検出窓で検出されるようにな
る。たとえば、線源１５２０によって放射された非散乱
透過光子は透過検出窓１５１０内で検出され、線源１５
２０によって放射された散乱透過光子は透過検出窓１５
１２内で検出され、線源１５２２から放出された透過光
子の場合はこの逆になる。線源および透過検出窓が（図
２１Ａの平面に垂直な）Ｘ軸に沿って同期的に走査され
るので、上記のことは、線源および透過検出窓の位置に
はかかわらずに真である。

【０１３６】前述のように、透過収集時には、本発明の
範囲内で様々な光子放射源を使用することができる。例
示的な実施形態では、放出放射源用にＴＩ−２０１（７
２−ｋｅＶ）を使用し、透過放射源としてＧｄ−１５３
（１００−ｋｅＶ）を使用する。図２１Ａは、本発明の
検出器構成の断面（ＹＺ平面）を示す。本発明の構成
は、ＴＩ透過検出窓１５１０および１５１２内のＧｄ散
乱を拒絶する。放射源１５２２および１５２０の側面図
が示され、検出器８０および８０’が９０°構成で示さ
れている。前述のように、検出器はそれぞれ、コリメー
トされる。

【０１３７】１００−ｋｅＶ透過光子（Ｇｄ−１５３）
が線源１５２２から経路４３６に沿って放射され、対象
物５内で側散乱し、関連しない透過検出窓１５１０（た
とえば、直交する検出器）内で検出される。線源１５２
２から放出された透過放射は、関連する検出窓１５１２
（たとえば、光子散乱の不在）によって検出されるべき
なので、検出器窓１５１０は放射源１５２２には関連し
ていない。本発明の構成のために、この側散乱光子は強
制的に窓１５１０内で検出され、そうでない場合は、検
出器のコリメータによって吸収され、検出器８０にはま
ったく検出されない。側散乱透過光子が透過検出窓の近
くに到達する（１つの散乱事象しか発生しないと仮定す
る）他の位置は検出器８０にも検出器８０’にもない。

【０１３８】対象物５内の散乱によって透過光子のエネ
ルギーが低減され、したがってこのエネルギーは、透過
検出窓１５１０内で７２−ｋｅＶ（放出エネルギー・レ
ベル内）で検出される。しかし、本発明内では、窓１５
１２は透過エネルギー・レベル内（たとえば、１００−
ｋｅＶ内）の光子にしか応答しない。したがって、（Ｔ
Ｉ−２０１カウントを有する）この散乱透過光子は、透
過検出窓から拒絶され、検出器８０には記録されない。
検出器８０のＦＯＶ内の他の位置で検出されたＴＩ−２
０１光子は、妥当な光子として記録される。当然のこと
ながら、光子が図２１Ａの（ＹＺ）平面から側散乱した
場合、検出器８０のコリメータのために、光子は検出器
８０には検出されない。また、放射源１５２２をコリメ
ートする場合、非散乱透過光子は、検出器８０’の窓１
５１２の外側では検出されない。

【０１３９】図２１Ａに示したように、側散乱は、経路
１５３８によって示した線源１５２０から放出された透
過放射（１００−ｋｅＶ）の結果として発生することも
ある。透過光子は、対称物５を通じて側散乱し、本発明
の構成のために、側散乱光子は、関連しない検出窓１５
１２内で検出される。しかし、散乱後、光子はエネルギ
ーを失い、７２−ｋｅＶエネルギー光子となる。窓１５
１２は、透過エネルギー・レベル（この例では１００−
ｋｅＶ）内の光子にしか応答せず、したがって、この側
散乱光子は無視される。側散乱光子が図２１ＡのＹＺ平
面内に残らなかった場合、この光子は検出器８０’のコ
リメータによって停止されており、まったく検出されな
い。検出器８０’のＦＯＶの残りの部分は、７２−ｋｅ
Ｖエネルギー・レベル内の放出放射を自由に検出し収集
することができる。放射源１５２２および検出器８０が
コリメートされるので、非散乱透過光子は窓１５１２の
外側では検出されない。放射源１５２０がコリメートさ
れるので、非散乱透過光子は窓１５１０の外側では検出
されない。

【０１４０】本発明の結果として、側散乱透過光子は、
放出データを収集する検出器の領域の内側に当たること
はできない。これによって、二重検出器ガンマ・カメラ
のＳＰＥＣＴ放出画像内の側散乱透過データによる汚染
が実際上なくなる。散乱透過光子が透過検出窓の内側に
当たると、本発明のデータ収集電子機器によるエネルギ
ー弁別のために散乱光子は実際上なくなる。

【０１４１】線源１５２０および１５２２から放出され
た散乱光子が（１）（それぞれ）関連しない検出器領域
１５１２および１５１０の内側に当たり、したがって無
視され、あるいは（２）検出器のコリメータによって吸
収され、まったく検出されないので、ＳＰＥＣＴ放出画
像は、側散乱汚染を受けない。さらに、非散乱（線源に
よって放出された）透過放射は、関連する透過検出窓１
５１０および１５１２内で検出され、放出画像を汚染す
ることはない。本発明内では、側散乱のための影響を推
定し軽減させるために追加測定を行う必要はない。

【０１４２】図２１Ｂは、図２１Ａの構成の結果として
検出された光子のエネルギー分布を示す。図２１Ｂに示
したように、陰影付き領域１５０４は、放出Ｇｄ光電ピ
ークと散乱放射を加えた値を示す。図のように、散乱分
布は透過ＴＩ窓の内側に当たる。ＴＩ光電ピーク分布１
５０３も示されている。

【０１４３】走査線源システムが、ＴＩ２０１（１６７
−ｋｅＶ）を放出光子として使用するシステム内のＧｄ
窓中のＴＩ散乱を実際上拒絶し、透過用にＧｄ−１５３
（１００−ｋｅＶ）が使用される本発明の実施態様が図
２２Ａに示されている。この構成では、放出クロストー
クの影響が軽減される。結果として得られるＧｄ透過画
像は実際上、放出側散乱汚染を受けない。たとえば、放
出光子は経路１５３４をたどって対象物５から散乱し、
エネルギーを失うことがある。放出光子は次いで、透過
検出窓１５１０の内側に当たり、放出光子のエネルギー
・レベルは透過１００−ｋｅＶ光子になる。しかし、検
出窓１５１０の内側の透過Ｇｄ計数率は、１６７ｋｅ−
Ｖ放出側散乱からの下散乱を大幅に上回る。線源のコリ
メートおよび検出器のコリメートによって、非散乱透過
放射は、それに関連する検出器の透過検出窓の内側に当
たる。線源のコリメートは、透過検出窓の外側に有効な
Ｇｄ光子がないことを意味するので、透過検出窓内で発
生するＧｄ計数は受け入れられ、移動中の透過検出窓の
外側のＧｄ計数は拒否される。

【０１４４】図２２Ｂは、図２２Ａの構成の結果として
検出された光子のエネルギー分布を示す。図２２Ｂに示
したように、陰影付き領域１５０２は、ＴＩ光電ピーク
と散乱放射を加えた値を示す。図のように、散乱分布は
透過Ｇｄ窓の内側に当たる。Ｇｄ光電ピーク分布１５０
１も示されている。

【０１４５】図２３ＡおよびＢは、本発明の横断透過検
出窓構成が側散乱を低減させるのに有利であり、これに
対して、透過検出窓の軸方向配向はそうではないことを
示す。軸方向配向とは、検出窓の長軸および患者の長軸
がＸ軸に沿っていることを意味する。図２３Ａは、線源
の長軸および透過検出窓の長軸を患者に対して横方向に
配向させた本発明の構成である。図２３Ｂは、線源の長
軸および透過検出窓の長軸を患者に対して軸方向に配向
させた本発明の構成である。どちらの構成でも、例示的
な実施態様では、放出放射源用にＴＩ−２０１を使用
し、透過放射源としてＧｄ−１５３を使用する。

【０１４６】たとえば、図２３Ａは、ＹＺ平面で透過検
出窓に沿ってスライスされた本発明の透過構成の断面図
を示す。本発明内では、線源の長軸および透過検出窓の
長軸を対象物に対して横方向に（たとえば、Ｘ軸に垂直
に）配向させる。前述のように、検出器８０’と検出器
８０は垂直であり、窓１５１２および１５１０は断面の
配向のために検出器表面に沿って延びる。透過光子は、
線源１５２２から経路１５８２に沿って放射され、図２
３Ａの平面内で散乱し、検出器８０の窓１５１０内で検
出される。前述のように、透過検出窓１５１０は透過エ
ネルギー・レベル光子にしか応答しないので、この光子
は透過データから除外される。

【０１４７】しかし、透過検出窓の長軸を対象物に対し
て軸方向に（たとえば、Ｘ軸に沿って）配向させたと仮
定する。（ＹＺ平面内の）図２３Ｂの断面図はこの場合
も、検出器８０と検出器８０’が９０°配向であること
を示すが、検出器８０’に関連する透過検出窓の断面は
領域１５７２として表示されている。検出器８０に関連
する透過検出窓の断面は領域１５７４として表示されて
いる。これらの透過検出窓１５７２および１５７４の長
軸は図２３Ｂのページに対して垂直に延びる。また、こ
の断面図では、線源１５２２は円として表示されてい
る。経路１５８４をとる透過光子が対象物５から側散乱
すると仮定すると、この光子は検出器８０に当たるが、
透過検出窓１５７４の内側に当たるとは限らない。図２
３Ｂに示したように、側散乱光子は検出器８０のＦＯＶ
の放出記録部分の内側に当たる。この場合、散乱のため
の光子からのエネルギー損失によって光子のエネルギ・
レベルが放出エネルギ・レベルに低減するので、透過光
子が誤って放出光子として検出される。したがって、横
走査線源および横配向可動透過検出窓を使用する場合、
軸方向に配向させた透過検出窓内では側散乱汚染がなく
ならない。これは、本発明が横断走査線源および横断配
向可動透過検出窓を使用する１つの理由であり、このよ
うに、側散乱汚染は実際上なくなる。

【０１４８】本発明の横断二重透過線源走査構成は、汚
染されていない（たとえば、側散乱汚染のない）透過デ
ータを収集するために使用される。本発明によって収集
される透過データまたは「計数」は、コンピュータ・シ
ステム１１１２（図１３参照）のメモリ１１０２などの
コンピュータ・メモリに記憶される。透過データは、コ
ンピュータ・プロセッサ１１０１またはプロセッサ１０
６０によって、周知の手順を使用して非一様減衰補正因
子に変換される。これらの非一様減衰補正因子は、図１
３のメモリ１１０２、または場合によっては１１０４な
どのコンピュータ・メモリにも記憶される。

【０１４９】ズーム追跡との組合せ 本発明の横断二重スライディング検出窓および二重透過
線源システムの実施形態は、（たとえば、心臓検査など
での）特定の所望の器官の詳細な画像を可能にするズー
ム追跡窓と共に有利に使用される。この実施態様は、同
時ＳＰＥＣＴ放出・透過収集の場合に特に有利である。
二重検出器システム内のズーム追跡実施態様の詳細は、
１９９４年４月１９日に発行され本発明の出願人に譲渡
された「Ａｐｐａｒａｔｕｓ ａｎｄ Ｍｅｔｈｏｄ
ｆｏｒ Ａｕｔｏｍａｔｉｃ Ｔｒａｃｋｉｎｇ ｏｆ
ａ Ｚｏｏｍｅｄ Ｓｃａｎ Ａｒｅａ ｉｎ ａ
Ｍｅｄｉｃａｌ Ｃａｍｅｒａ Ｓｙｓｔｅｍ」と題す
る米国特許第５３０４８０６号に記載されている。この
開示によれば、検出器電子機器またはコンピュータ・シ
ステムのデータ収集プロセス、あるいはその両方内の各
検出器ごとのＦＯＶ内に特殊ズーム窓（または領域）が
決められる。この窓は、撮影中の患者の特定の器官、た
とえば心臓に一致する検出器の視野をカバーするように
画定される。検出器電子機器は、ズーム窓内で検出され
た放出放射に対する画像拡大を行う。

【０１５０】検出器がＥＣＴ移動の下で対象物の周りを
横切る際、心臓（または他の所望の器官）がセンタリン
グされ、かつ各ズーム窓のＦＯＶ内に入るように、ズー
ム窓が検出器の表面に対して変位（「移動」）する。実
際には、ズーム窓は各ＥＣＴ回転角度ごとに信号を追跡
する。これらのズーム窓は、カメラ・システムがＳＰＥ
ＣＴ撮影モードになったときには、追跡中の器官（たと
えば、心臓）からのＳＰＥＣＴ放出放射を検出する。ズ
ーム窓は検出器のＦＯＶ全体よりも小さいので、ガンマ
・カメラの画像レンダリング能力をズーム窓に集中させ
ることができ、その結果得られる画像生成品質が高まる
（たとえば、解像度が高まる）。実際には、ズーム窓内
に画定される画素の寸法を、完全なＦＯＶ寸法に対して
減少させることができる。

【０１５１】図２４は、ズーム追跡が、本発明の横断二
重検出器窓および二重線源走査構成と共に実施されるこ
とを示す。そのような場合、ズーム窓１５５２および１
５５４は、検出器の表面上に決められ、検出器８０およ
び８０’が所望の対象物の周りでのＥＣＴ回転を受けた
ときに矢印１５５２ａおよび１５５４ａで示したように
上下して対象物を追跡する。当然のことながら、所与の
角度で、ズーム窓は固定されたままであり、角度間にし
か移動しない。例示的な構成では、特定の検出器のＦＯ
Ｖの面積は約５１×３１ｃｍであり、特定のズーム窓の
面積は３０×３０ｃｍでも３８×３８ｃｍでもよい。検
出器８０および８０’は、各回転角度ごとにズーム領域
１５５２および１５５４内でのみ放出データ（たとえ
ば、カウント）を電子的に収集する。当然のことなが
ら、検出器８０および８０’のＦＯＶ全体が放出放射を
検出できるが、記録され画像再構成に使用されるのはズ
ーム窓（領域）内で検出された放出放射だけである。

【０１５２】本発明のこの態様によれば、２つの可動ズ
ーム窓内で放出データが収集されるのと同時に、走査透
過検出窓１５１０および１５１２内で透過データも収集
される。例示的な実施態様では、放出放射源用にＴＩ−
２０１を使用し、透過放射源としてＧｄ−１５３を使用
する。図２４には示していないが、２つの走査線源も存
在し、２つの透過検出窓と同期的に移動する。各回転角
度ごとに、横断透過検出窓は、前述のように矢印１５１
２ａおよび１５１０ａに従って検出器のＦＯＶを横切る
方向へ走査して透過データを収集する。各回転角度ごと
に、ズーム窓１５５２および１５５４は、新しい空間位
置を占めて（移動）所望の対象物を追跡する。しかし、
走査透過検出窓１５１２および１５１０とは異なり、所
与の回転角度で、ズーム窓１５５２および１５５４は次
の回転角度に入るまで固定されたままである。

【０１５３】本発明の透過検出窓１５１０および１５１
２は、透過エネルギ・レベル内の光子のみを報告し、
（１）散乱透過光子および（２）非散乱放出光子の結果
として検出されたその他の光子、たとえば放出エネルギ
・レベルの光子を拒否する。ズーム領域１５５２および
１５５４は、線源および検出器のコリメートのために、
有効な透過データが２つの透過検出窓１５１０および１
５１２の外側に当たることはないので、放出光子を報告
する。

【０１５４】図２４に示したように、透過検出窓１５１
０および１５１２は、関連する検出器のＦＯＶを横切る
方向へ走査する際に、ズーム窓１５５２と１５５４に部
分的に一致することがあり得る。こうなったとき、透過
検出窓と重なり合ったズーム窓の領域（１５５２ｂおよ
び１５５４ｂ）は、透過検出窓として働き、放出エネル
ギ・レベルの光子を拒否するように働く。実際には、領
域１５５２ｂおよび１５５４ｂは、透過エネルギ・レベ
ル光子を収集し、放出光子を拒否する。しかし、透過検
出窓がシンチレーション検出器のＦＯＶを横切る方向へ
移動するので、この状態は一時的なものである。

【０１５５】図２５および図２６は、ＳＰＥＣＴ放出収
集のために可動ズーム追跡窓と共に使用される本発明の
走査透過線源実施形態によって実行される処理タスク１
７１０の流れ図を示す。例示的な実施態様では、放出放
射源用にＴＩ−２０１を使用し、透過放射源としてＧｄ
−１５３を使用する。処理は論理ブロック１７１２から
開始し、患者が（たとえば、図１に示したシステムのよ
うな）ガンマ・カメラ・システムに配置され、ガンマ・
カメラが初期構成されＳＰＥＣＴ撮影モード向けに初期
設定される（コリメータが設置される）。２つの検出器
８０および８０’を患者の周りで９０°の角度に配向さ
せる。論理ブロック１７１２で、所望の対象物（たとえ
ば、心臓）を位置指定するために、ズーム領域が寸法お
よび最初の配置に関して初期定義される。これは、（上
記で引用した）米国特許第５３０４８０６号に記載され
ている手順および機構によって行われる。論理ブロック
１７１４で、検出器が、まだ開始角度でない場合は、ガ
ントリ構造によって、ＥＣＴ検査向けの第１の角度へ回
転される。論理ブロック１７１６で、最初の回転角度に
関するズーム窓（領域）の位置が各検出器ごとに算出さ
れる。これは、米国特許第５３０４８０６号に記載され
ている手順および機構によって行われる。

【０１５６】論理ブロック１７１８で、２つの走査線源
アセンブリ１５２０および１５２２が各検出器のＦＯＶ
を横切る方向へ走査して患者を照射し、走査線源アセン
ブリに関連する検出窓が線源と同期的に走査を行う。こ
のプロセスは、図２０に示した構成を使用して行われ
る。プログラム可能ではあるが、例示的な走査速度はこ
の構成の場合は１ｃｍ／秒である。当然のことながら、
患者に対する放射線量を低減させるために、このステッ
プ中に（前走査継続時間に基づいて上記で述べた）走査
速度計算を実行することができる。

【０１５７】論理ブロック１７２０は論理ブロック１７
１８と同時に実行される。論理ブロック１７２０で、本
発明は、透過検出窓（たとえば、１５１０および１５１
２）の透過エネルギ・レベル光子（１００ｋｅ−Ｖ）を
検出し報告する。同時に、可動ズーム領域（たとえば、
１５５２および１５５４）内の放出エネルギ・レベル光
子（たとえば、７２ｋｅ−Ｖ）が検出され報告される
が、可動ズーム領域内の透過エネルギ・レベルが拒否さ
れる（あるいは、線源および検出器のコリメートのため
にまったく検出されない）。

【０１５８】論理ブロック１７２２で、透過検出窓１５
１０および１５１２内の放出エネルギ・レベル光子（た
とえば、７２−ｋｅＶ）が拒否される（たとえば、この
ような光子は側散乱の結果として発生する）。側散乱透
過光子はこのステップ中になくなる。ブロック１７２２
はブロック１７２０と同時に実行できることを理解され
たい。論理ブロック１７２４で、本発明は、透過検出窓
が検出器表面のＦＯＶを横切る方向へ走査する際に透過
検出窓の一部がズーム窓に重なり合っているかどうかを
検査する。そうである場合、論理ブロック１７２６で、
重なり合った領域中の透過エネルギ・レベル光子が検出
され報告され、重なり合った領域内の放出エネルギ・レ
ベル光子が拒否される。実際には、この重なり合った領
域は、透過検出窓の純粋な一部として扱われる。処理は
次いで、論理ブロック１７２８へ流れる。論理ブロック
１７２４で、重なり合った領域がない場合、処理は論理
ブロック１７２８へ流れる。当然のことながら、論理ブ
ロック１７２４および１７２６は実際上論理ブロック１
７２２と同時に実行することができる。

【０１５９】論理ブロック１７２８で、所与のＥＣＴ角
度に関する透過走査動作および放出透過動作が完了し、
妥当な透過画像データおよび放出画像データがコンピュ
ータ・システム１１１２またはシステム１０６０に記憶
される。他のＥＣＴ回転角度が必要である（たとえば、
ＥＣＴセッションが完了していない）場合、論理ブロッ
ク１７３０で、ガントリ構造が検出器８０および８０’
を新しい回転角度へ回転させ、再び論理ブロック１７１
６に入る。

【０１６０】そのＥＣＴ回転角度が完了した場合、ＳＰ
ＥＣＴ ＥＣＴデータ収集セッションは終了する。論理
ブロック１７３２で、各ＥＣＴ回転角度ごとに収集され
た透過データに基づいて非一様減衰補正マップが生成さ
れる。論理ブロック１７３４で、論理ブロック１７３４
で生成された非一様減衰補正マップを含め、（たとえ
ば、線形性およびエネルギーに関する）周知の補正因子
を使用して放出データが補正され、患者の体の非一様減
衰が補正される。次いで論理ブロック１７３６で、本発
明は、（周知の再構成手順を使用して）補正した放出デ
ータを再構成し、診断の必要に応じて、再構成したデー
タを表示する。当然のことながら、再構成時に減衰補正
マップを適用することもできる。

【０１６１】ＰＥＴ走査を含む透過 図２７は、（１）（ＳＰＥＣＴモードのＳＰＥＣＴ／Ｐ
ＥＴカメラ・システムを用いて）透過データ収集を実行
し、その後（２）ＰＥＴモード向けに再構成されたＳＰ
ＥＣＴ／ＰＥＴカメラ・システムを用いてＰＥＴ撮影収
集を実行するために本発明のカメラ・システムによって
実施される例示的な手順を示す。この手順１８００を使
用して、ＰＥＴ画像データが、患者によってもたらされ
る非一様減衰に関して補正される。

【０１６２】手順１８００は論理ブロック１８１０から
開始し、二重ＳＰＥＣＴ／ＰＥＴカメラ・システムがＳ
ＰＥＣＴモード向けに構成され（たとえば、図１９の論
理ブロック１４５０ないし１４６５が実行される）、コ
リメータを取り付けた（図１９の論理ブロック１４５
０）状態で検出器対が９０°構成に構成される。患者を
システム内で配向させる。論理ブロック１８１５で、カ
メラ・システムが（上記で図２０に関して説明し、図示
したように）二重スライディング線源を用いて透過走査
を実行する。この時点では患者に放射性薬剤を注射して
いないので、論理ブロック１８１５中には、ＥＣＴ投影
角度での透過データしか収集されない。透過データが収
集された後、論理ブロック１８２０で、二重ＳＰＥＣＴ
／ＰＥＴカメラ・システムが、図１９に示したように論
理ブロック１４１０ないし１４３０に従うことによって
ＰＥＴ撮影動作モードに切り替わる。このモードでは、
論理ブロック１８２５に示したようにコリメータが検出
器対から取り外される。また論理ブロック１８２５で、
ＰＥＴ撮影用の放射性薬剤（ＦＤＧ）が患者に注射さ
れ、検出器が１８０°向けに構成される。

【０１６３】十分な待機時間の後に、論理ブロック１８
３０で、ＥＣＴ投影に対してＰＥＴ走査が実行される。
論理ブロック１８３５で、ＰＥＴ走査から得た投影デー
タが再構成され、論理ブロック１８１５で収集された減
衰補正マップから判定された非一様減衰に関して補正さ
れる。ＰＥＴ画像をそのように補正する周知の手順があ
る。論理ブロック１８４０で、再構成したＰＥＴ画像の
選択した部分または「スライス」を表示画面上に表示す
ることができる。当然のことながら、透過走査１８１５
の前にＰＥＴ走査（論理ブロック１８３０）を行うこと
ができる。そのような代替実施形態では、透過走査を実
行する際に（残留ＦＤＧ放出から）高エネルギー計数を
フィルタするために散乱補正手順が必要である。透過再
構成画像から高エネルギー散乱再構成画像が減じられる
エネルギー・フィルタ窓を使用してこれを行うことがで
きる。

【０１６４】手順１８００を使用すると、二重ＳＰＥＣ
Ｔ／ＰＥＴカメラ・システムを使用してＰＥＴ画像を収
集することができ、結果として得られるＰＥＴ画像を向
上させるために非一様減衰補正が行えるように透過デー
タを収集することもできる。

【０１６５】ＳＰＥＣＴ走査を含む透過 図２８は、（１）（ＳＰＥＣＴモードのＳＰＥＣＴ／Ｐ
ＥＴカメラ・システムを用いて）透過データ収集を実行
し、それと同時に（２）ＳＰＥＣＴモード向けに再構成
されたＳＰＥＣＴ／ＰＥＴカメラ・システムを用いてＳ
ＰＥＣＴ撮影収集を実行するために本発明のカメラ・シ
ステムによって実施される例示的な手順を示す。この手
順１８５０を使用して、ＳＰＥＣＴ画像データが非一様
減衰に関して補正される。

【０１６６】論理ブロック１８５５で、カメラ・システ
ムの検出器が９０°向けに構成される。論理ブロック１
８６０で、二重ＳＰＥＣＴ／ＰＥＴカメラ・システムが
ＳＰＥＣＴモード向けに構成される（たとえば、図１９
の論理ブロック１４５０ないし１４６５）。論理ブロッ
ク１８６０で、ＳＰＥＣＴ撮影用の（約１４０ｋｅＶの
ガンマ光線を放射する）放射性薬剤（ＦＤＧ）が患者に
注射される。適当な時間にわたって待機した後、論理ブ
ロック１８６５で、カメラ・システムを使用して、上記
で図２０に関して説明した同時ＳＰＥＣＴ放出収集・透
過収集がいくつかの投影角度で行われる。この段階でＳ
ＰＥＣＴ放出収集用の（前述の）可動ズーム領域を使用
することができる。論理ブロック１８７０で、いくつか
の投影角度で得られた放出データに対してＳＰＥＣＴ再
構成が実行される。このＳＰＥＣＴ再構成画像は、やは
り論理ブロック１８６５で収集された減衰補正マップに
よって非一様減衰に関して補正される。そのようにＳＰ
ＥＣＴ画像を補正する周知の手順がある。論理ブロック
１８７５で、補正したＳＰＥＣＴ再構成画像の選択した
スライスが表示される。当然のことながら、代替実施形
態では、論理ブロック１８６５の放出走査および透過走
査を順次実行することができる。

【０１６７】手順１８５０を使用すると、二重ＳＰＥＣ
Ｔ／ＰＥＴカメラ・システムを使用して、ＳＰＥＣＴ画
像を収集することができ、結果として得られるＳＰＥＣ
Ｔ画像を向上させるために非一様減衰補正が行えるよう
に透過データを収集することもできる。

【０１６８】同時ＰＥＴ・ＳＰＥＣＴ走査を含む透過 図２９は、透過画像情報を収集し、その後、同時ＳＰＥ
ＣＴ・ＰＥＴ収集を行うために本発明によって実行され
るステップの流れ図を表す。図３０は、本発明のこの実
施形態内で使用される様々なエネルギー光電ピークおよ
び散乱エネルギー窓を表す。図２９の手順１８８０は論
理ブロック１８８２から開始する。検出器８０および８
０’が９０°に構成され、カメラ・システムがＳＰＥＣ
Ｔ動作モード向けに初期設定される（図１９の論理ブロ
ック１４５５ないし１４６５参照）。コリメータを設置
する。論理ブロック１８８４で、ＥＣＴ投影角度で透過
走査が実行され、透過投影データ画像データが収集され
る。

【０１６９】論理ブロック１８８６で、本発明は、カメ
ラ・システムを同時ＳＰＥＣＴ・ＰＥＴ収集用のＳＰＥ
ＣＴモードに切り替える。このモードでは、６００ｎｓ
ないし７００ｎｓなどの中間積分間隔がプログラムされ
（たとえば、ＳＰＥＣＴモードとＰＥＴモードとの
間）、ＣＴＣ１０５０内では同時トリガリングは始動さ
れない。ＰＭＴクラスタ寸法は小さな面積向けにプログ
ラムされる。光電ピークが５１１ｋｅＶ程度の事象１９
１０（図３０参照）がＳＰＥＣＴ事象として検出され、
光電ピークが１４０ｋｅＶであり、かつ同時に記録され
る事象１９０５（図３０参照）がＰＥＴ事象として検出
されるように、カメラ・システム内にエネルギー窓もプ
ログラムされる。散乱窓１９１５も、２つの光電ピーク
１９０５および１９１０の間に位置するようにプログラ
ムされる。論理ブロック１８８８で、検出器が１８０°
に構成される。論理ブロック１８８６で、ＰＥＴ放射性
薬剤（５１１ｋｅＶで検出される事象）およびＳＰＥＣ
Ｔ放射性薬剤（１４０ｋｅＶで検出される事象）が患者
に注射される。

【０１７０】論理ブロック１８９０で、カメラ・システ
ムは、エネルギー光電ピークと散乱窓１９１５の両方に
関する画像データを収集する。このモードでは、事象が
両方の検出器のＤＥＰによって報告され、記録時にタイ
ム・スタンプが付加される。（妥当なエネルギ・レベル
で）同時に発生したものとしてコンピュータ・メモリに
記録された事象は、ＰＥＴ事象としてマーク付けされ
る。コンプトン散乱のために、予想される光電ピークと
比べて低いエネルギ・レベルを有するＰＥＴ事象対の事
象が検出されることがある。したがって、本発明によれ
ば、ＰＥＴ事象を同時光電ピーク−コンプトン散乱対と
して検出することができる。本発明のカメラ・システム
は、光電ピーク（検出器８０）−光電ピーク（検出器８
０’）、またはコンプトン（検出器８０）−光電ピーク
（検出器８０’）、または光電ピーク（検出器８０）−
（検出器８０’）の各同時検出エネルギ・レベルを有効
なＰＥＴ事象対として記録する。各ＥＣＴ投影角度ごと
に、ＳＰＥＣＴエネルギー光電ピーク１９０５でのエネ
ルギ・レベル内または散乱窓１９１５内で検出された事
象は、ＳＰＥＣＴ再構成を施すべきＳＰＥＣＴ事象とし
て記録される。各ＥＣＴ投影角度ごとに、散乱窓１９１
５内で検出された事象は、別の散乱再構成を施すべき別
の画像マトリックス内にも記録される。各ＥＣＴ投影角
度ごとに、ＰＥＴ光電ピーク・エネルギ・レベル１９１
０内で同時に検出された一対の事象、あるいは同時に検
出され、一方がＰＥＴ光電ピーク・エネルギ・レベル内
であり一方がコンプトン散乱エネルギ・レベルを有する
一対の事象は、ＰＥＴ再構成を施すべきＰＥＴ画像投影
データ内に記録される。これは、論理ブロック１８９０
で各投影角度ごとに行われる。

【０１７１】図２９の論理ブロック１８９２で、ＳＰＥ
ＣＴデータに関する投影角度が再構成され、同時に、論
理ブロック１８８４で収集された透過情報によって補正
される。これは周知の手順である。また論理ブロック１
８９２で、散乱データに関する投影角度が再構成され、
同時に、論理ブロック１８８４で収集された透過情報に
よって補正される。次いで、散乱再構成データがＳＰＥ
ＣＴ再構成から差し引かれる。これは周知の手順であ
る。最後に、論理ブロック１８９２で、ＰＥＴデータに
関する投影角度が再構成され、同時に、論理ブロック１
８８４で収集された透過情報によって補正される。最終
的な結果は、ＳＰＥＣＴ再構成画像とＰＥＴ再構成画像
とからなる一対の再構成画像である。次いで論理ブロッ
ク１８９４で、これらの再構成画像の選択された様々な
「スライス」を表示することができる。

【０１７２】当然のことながら、論理ブロック１８９０
でのＳＰＥＣＴ撮影セッションとＰＥＴ撮影セッション
は同時に行う必要はない。すなわち、別法として、ＰＥ
Ｔ放射性薬剤（たとえば、ＦＰＧ）を患者に注射してＰ
ＥＴ走査を行い、次いで、ＳＰＥＣＴ薬剤を注射し、そ
の後、（カメラ・システムを再構成した後に）ＳＰＥＣ
Ｔ走査を行うこともできる。この場合、ＳＰＥＣＴ事象
のより低いエネルギ・レベルを使用して、有効なＳＰＥ
ＣＴ事象を、残留するＰＥＴ事象と区別することもでき
る（これには前述の散乱補正が含まれる）。別法とし
て、ＳＰＥＣＴ放射性薬剤を患者に注射してＳＰＥＣＴ
走査を行い、次いで、ＳＰＥＣＴ薬剤を注射し、その
後、（カメラ・システムを再構成した後に）ＰＥＴ走査
を行うこともできる。この場合、ＰＥＣＴ事象のより高
いエネルギ・レベルを使用して、有効なＰＥＴ事象を、
残留するＳＰＥＣＴ事象と区別することもできる。

【０１７３】やはり当然のことながら、ＰＥＴ走査時に
は、ある種の周知の補正を実行して、偶然の同時計数
（偶然に同時に発生し、かつ単一の陽電子消滅から生じ
たものではない、同時窓内で検出された事象）によって
もたらされる誤差を低減させることができる。本発明の
範囲内では、Ｄｅｌａｙｅｄ Ｅｖｅｎｔ Ｓｕｂｔｒ
ａｃｔｉｏｎ、Ｒｅａｌ−ｔｉｍｅ Ｓｕｂｔｒａｃｔ
ｉｏｎ、Ｅｓｔｉｍａｔｉｏｎ ｏｆ Ｒａｔｉｏｓ
ｏｆ Ｓｉｎｇｌｅｓの各技法を使用して、偶然の同時
計数の影響を軽減することができる。これらは周知の補
正手順である。同時に検出された光電ピーク−コンプト
ン散乱対が妥当なＰＥＴ事象を表さず、あるいは事象を
誤った位置に表すことがある。本発明は、検出器に取り
付けられたシールドまたは隔膜を使用し、あるいは、Ｂ
ｅｒｇｓｔｒｏｍが提案した空間可変デコンボルーショ
ンに基づく散乱補正技法を使用することによって、この
発生を最小限に抑えることができる。

【０１７４】したがって、本発明の好ましい実施形態、
すなわち、非一様減衰補正を有するＳＰＥＣＴ動作モー
ドとＰＥＴ動作モードとの間で自動的に切替可能な二重
ヘッド核カメラ・システムについて説明した。本発明
は、特定の実施形態で説明したが、そのような実施形態
によって制限されると解釈すべきものではなく、特許請
求の範囲に従って解釈すべきものであることを理解され
たい。

【図面の簡単な説明】

【図１】 本発明の、ＳＰＥＣＴ動作モードとＰＥＴ動
作モードの両方を使用する二重ヘッド・ガンマ・カメラ
・システム、収集コンピュータ、画像プロセッサのハイ
レベル・ブロック図である。

【図２】 線源アセンブリが走査向けに構成され、検出
器が９０°構成である本発明の二重ヘッド検出器システ
ムの図である。

【図３】 線源アセンブリが格納のために引き込まれ、
検出器が１８０°構成である本発明の二重ヘッド検出器
システムの図である。

【図４】 ＳＰＥＣＴ動作モードで動作する本発明の二
重ヘッド・カメラ・システムで使用される事象検出／ト
リガ生成回路を示す図である。

【図５】 ＰＥＴ動作モードまたは同時動作モードで動
作する二重ヘッド・カメラ・システムで使用される事象
検出／トリガ生成回路を示す図である。

【図６】 有効な事象トリガ信号を生成する切替可能な
ＳＰＥＣＴ／ＰＥＴトリガ機構を提供するために本発明
のカメラシステムで使用される同時タイミング回路の回
路を示す図である。

【図７】 アナログ総（「グローバル」）エネルギー信
号を生成するために本発明で使用される回路の回路図で
ある。

【図８】 ガンマ検出器の各ＰＭＴごとにディジタル的
に積分された補償ディジタル応答信号を提供しＰＥＴ／
ＳＰＥＣＴ撮影動作モード用のプログラム可能な積分間
隔を可能にする（チャネル当たり双対積分器を利用し
た）本発明の前置増幅／ディジタイザ回路を示す図であ
る。

【図９】 事象の空間座標、ローカル・エネルギーおよ
びグローバル・エネルギー、ピークＰＭＴアドレス、関
連する信号出力を生成する、各検出器ごとの本発明のデ
ィジタル事象プロセッサの処理ブロックを示す図であ
る。

【図１０】 本発明で使用される事象の空間座標を求め
る加重セントロイド計算を示す図である。

【図１１】 ＳＰＥＣＴモードまたはＰＥＴモードでの
本発明のディジタル事象プロセッサの計算態様の全体的
な流れ図である。

【図１２】 ＳＰＥＣＴモードまたはＰＥＴモードでの
本発明のディジタル事象プロセッサの計算態様の全体的
な流れ図である。

【図１３】 ＳＰＥＣＴ撮影モードまたはＰＥＴ撮影モ
ードの間で向けにカメラを自動的に構成するために使用
される本発明のディジタル・プロセッサ（コンピュータ
・システム）およびユーザ・インタフェースの図であ
る。

【図１４】 本発明内で時間的に近接して発生する複数
の事象に関する光強度応答を示す図である。

【図１５】 プログラム可能な積分周期を使用して特定
のチャネル上での双対積分用に実行されるタイミングの
フローチャートである。

【図１６】 本発明の検出器の例示的なＰＭＴアレイを
示し、３つの異なるクラスタ・タイプを示す図である。

【図１７】 本発明のディジタル事象プロセッサのプロ
グラム可能なＰＭＴアドレス・テーブル回路の論理図で
ある。

【図１８】 本発明のディジタル事象プロセッサのｘｙ
加重テーブル回路の図である。

【図１９】 医療撮影のためにＳＰＥＣＴ撮影モードと
ＰＥＴ撮影モードとを自動的に切り替えるために本発明
で使用される手順の図である。

【図２０】 本発明の横配向二重線源透過走査構成の透
過走査の進行を示す図と、本発明の横配向二重線源透過
走査構成の透過走査の進行を示す図と、本発明の横配向
二重線源透過走査構成の透過走査の進行を示す図であ
る。

【図２１】 透過側散乱の影響と、本発明の横配向二重
線源透過走査構成を使用してそれをなくする方法を示す
図と、放出／透過エネルギ・レベル光子に関する光電ピ
ーク・エネルギー分布を示す図である。

【図２２】 放射側散乱の影響と、本発明の横配向二重
線源透過走査構成の代替実施形態を使用してそれをなく
する方法を示す図と、放出／透過エネルギ・レベル光子
に関する光電ピーク・エネルギー分布を示す図である。

【図２３】 本発明の横配向二重線源透過走査構成と軸
方向構成との違いを示す断面図と、本発明の横配向二重
線源透過走査構成と軸方向構成との違いを示す断面図で
ある。

【図２４】 本発明の追跡ズーム窓および走査透過検出
窓の図である。

【図２５】 本発明の追跡ズーム領域・走査透過検出窓
実施形態の動作流れ図である。

【図２６】 本発明の追跡ズーム領域・走査透過検出窓
実施形態の動作流れ図である。

【図２７】 本発明の二重ＳＰＥＣＴ／ＰＥＴカメラ・
システムを使用して、非一様減衰補正によってＰＥＴ画
像データを収集する方法の流れ図である。

【図２８】 本発明の二重ＳＰＥＣＴ／ＰＥＴカメラ・
システムを使用して、非一様減衰補正によってＳＰＥＣ
Ｔ画像を収集する方法の流れ図である。

【図２９】 本発明の二重ＳＰＥＣＴ／ＰＥＴカメラ・
システムを使用して、非一様減衰補正によってＰＥＴ画
像およびＳＰＥＣＴ画像を収集する方法の流れ図であ
る。

【図３０】 ＳＰＥＣＴ撮影およびＰＥＴ撮影での光電
ピーク、ならびに散乱窓を示す図である。

【符号の説明】

８０ 検出器 １１０ 事象検出 ２８０ 前置増幅ディジタイザおよび積分器 １０５０ 同時タイミング回路 １０５５ 収集コンピュータ １０６０ 画像プロセッサ １０６５ 表示装置 １２１０ トリガ １２４０ 有効事象トリガ １２４２ 有効事象トリガ １２５２ ＰＥＴ／ＳＰＥＣＴモード

フロントページの続き (72)発明者 ピーター・ネルマン アメリカ合衆国 94566 カリフォルニア 州・プレザントン・ヴィア エスパーダ・ 2253 (72)発明者 マシュー・ジェイ・マーフィ アメリカ合衆国 94024 カリフォルニア 州・ロス アルトス・テラス ドライブ・ 805 (72)発明者 ドナルド・アール・ウェルニッツ アメリカ合衆国 94588 カリフォルニア 州・プレザントン・ナーセリー ウェイ・ 1702 (72)発明者 ホレース・エイチ・ハインズ アメリカ合衆国 95120 カリフォルニア 州・サン ホゼ・フォックス スワロー コート・962

Claims (11)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 シンチレーション事象に応答する第１の
   検出器および第２の検出器と、 前記第１の検出器および前記第２の検出器に結合され、
   ＰＥＴ事象を検出し記録する第１の撮影モードに切り替
   えることができ、ＳＰＥＣＴ事象を検出し記録する第２
   の撮影モードに切り替えることができ、前記事象を検出
   し記録する回路と、 透過放射を用いて前記第１の検出器および前記第２の検
   出器を走査し、前記回路が透過情報を検出し記録する間
   に走査を行う透過走査エミッタと、 前記透過情報によって補正された前記ＰＥＴ事象に基づ
   いてＰＥＴ再構成画像を生成するコンピュータ・システ
   ムとを備え、前記コンピュータ・システムが、前記透過
   情報によって補正された前記ＳＰＥＣＴ事象に基づいて
   ＳＰＥＣＴ再構成画像を生成することを特徴とする切替
   可能なＳＰＥＣＴ／ＰＥＴ核カメラ・システム。
2. 【請求項２】 さらに、前記透過放射エミッタの動作時
   に前記第１の検出器と前記第２の検出器を９０°に構成
   するガントリ機構を備え、そのガントリ構造が、前記Ｐ
   ＥＴ事象の前記検出および記録時ならびに前記ＳＰＥＣ
   Ｔ事象の前記検出および記録時に前記第１の検出器と前
   記第２の検出器を１８０°に構成することを特徴とする
   請求項１に記載の核カメラ・システム。
3. 【請求項３】 シンチレーション事象に応答する第１の
   検出器および第２の検出器と、 前記第１の検出器および前記第２の検出器に結合され、
   前記第１の検出器および前記第２の検出器によって検出
   されたＰＥＴ事象を検出し記録する第１の撮影モードに
   切り替えることができ、前記第１の検出器および前記第
   ２の検出器によって検出されたＳＰＥＣＴ事象を検出し
   記録する第２の撮影モードに切り替えることができ、前
   記事象を検出し記録する回路と、 前記第１の動作モード中に前記第１の検出器と前記第２
   の検出器を９０°配置に構成し、前記第２の動作モード
   中に前記第１の検出器と前記第２の検出器を１８０°配
   置に構成するガントリ機構と、 前記回路に結合され、前記ＰＥＴ事象に基づいてＰＥＴ
   再構成画像を生成するコンピュータ・システムとを備
   え、そのコンピュータ・システムが、前記ＳＰＥＣＴ事
   象に基づいてＳＰＥＣＴ再構成画像を生成することを特
   徴とする切替可能なＳＰＥＣＴ／ＰＥＴ核カメラ・シス
   テム。
4. 【請求項４】 少なくとも、シンチレーション事象に応
   答する第１の検出器および第２の検出器と、ＳＰＥＣＴ
   画像情報またはＰＥＴ画像情報を検出し記録するように
   切り替えることができる事象検出・記録回路とを含む、
   二重ＳＰＥＣＴ／ＰＥＴ動作モード核カメラ・システム
   で、核医学画像を生成する方法であって、 前記第１の検出器と前記第２の検出器を９０°配置に構
   成するステップと、 複数の回転角度に関する透過走査を実行して透過投影情
   報を収集するステップと、 前記二重動作モード・カメラ・システムをＰＥＴ撮影動
   作モード向けに構成するステップと、 前記第１の検出器と前記第２の検出器を１８０°配置に
   構成するステップと、 ＰＥＴ放射性薬剤を対象物に注射するステップと、 前記第１の検出器および前記第２の検出器を用いて前記
   対象物を複数の回転角度で撮影してＰＥＴ放出投影情報
   を収集するステップと、 前記透過投影情報によって前記ＰＥＴ放出投影情報を補
   正することによって非一様減衰を補正するステップと、 前記補正ステップに応答して、補正されたＰＥＴ放出投
   影情報を用いてＰＥＴ画像を再構成しＰＥＴ再構成画像
   を生成するステップとを含むことを特徴とする方法。
5. 【請求項５】 さらに、前記核医学画像とすべき前記Ｐ
   ＥＴ再構成画像の一部を選択し、前記核医学画像を表示
   画面上に表示するステップを含むことを特徴とする請求
   項４に記載の方法。
6. 【請求項６】 少なくとも、シンチレーション事象に応
   答する第１の検出器および第２の検出器と、ＳＰＥＣＴ
   画像情報またはＰＥＴ画像情報を検出し記録するように
   切り替えることができる事象検出・記録回路とを含む、
   二重ＳＰＥＣＴ／ＰＥＴ動作核カメラ・システムで、核
   医学画像を生成する方法であって、 前記第１の検出器と前記第２の検出器を９０°配置に構
   成するステップと、 前記二重ＳＰＥＣＴ／ＰＥＴ動作カメラ・システムをＳ
   ＰＥＣＴ撮影動作モードに構成するステップと、 複数の回転角度に関する透過走査を実行して透過投影情
   報を収集するステップと、 ＳＰＥＣＴ放射性薬剤を対象物に注射するステップと、 前記第１の検出器および前記第２の検出器を用いて前記
   対象物を複数の回転角度で撮影してＳＰＥＣＴ放出投影
   情報を収集するステップと、 前記透過投影情報によって前記ＳＰＥＣＴ放出投影情報
   を補正することによって非一様減衰を補正するステップ
   と、 前記補正ステップに応答して、補正されたＳＰＥＣＴ放
   出投影情報を用いてＳＰＥＣＴ画像を再構成しＳＰＥＣ
   Ｔ再構成画像を生成するステップとを含むことを特徴と
   する方法。
7. 【請求項７】 さらに、前記核医学画像とすべき前記Ｓ
   ＰＥＣＴ再構成画像の一部を選択し、前記核医学画像を
   表示画面上に表示するステップを含むことを特徴とする
   請求項６に記載の方法。
8. 【請求項８】 少なくとも、シンチレーション事象に応
   答する第１の検出器および第２の検出器と、ＳＰＥＣＴ
   画像情報またはＰＥＴ画像情報を検出し記録するように
   切り替えることができる事象検出・記録回路とを含む、
   マルチ検出器二重ＳＰＥＣＴ／ＰＥＴ動作核カメラ・シ
   ステムで、核医学画像を生成する方法であって、 前記第１の検出器と前記第２の検出器を９０°配置に構
   成するステップと、 複数の回転角度に関する透過走査を実行して透過投影情
   報を収集するステップと、 前記二重ＳＰＥＣＴ／ＰＥＴ動作カメラ・システムを、
   ＰＥＴ事象データとＳＰＥＣＴ事象データの両方を同時
   に収集できるように構成するステップと、 ＳＰＥＣＴ放射性薬剤とＰＥＴ放射性薬剤を対象物に注
   射するステップと、 前記第１の検出器および前記第２の検出器を用いて前記
   対象物を複数の回転角度で撮影してＳＰＥＣＴ放出投影
   情報を収集するステップと、 前記撮影ステップと同時に、前記第１の検出器および前
   記第２の検出器を用いて前記対象物を前記複数の回転角
   度で撮影してＰＥＴ放出投影情報を収集するステップ
   と、 前記透過投影情報によって前記ＳＰＥＣＴ放出投影情報
   と前記ＰＥＴ放出投影情報の両方を補正することによっ
   て非一様減衰を補正するステップと、 補正されたＳＰＥＣＴ放出投影情報を用いてＳＰＥＣＴ
   画像を再構成しＳＰＥＣＴ再構成画像を生成するステッ
   プと、 補正されたＰＥＴ放出投影情報を用いてＰＥＴ画像を再
   構成しＰＥＴ再構成画像を生成するステップとを含むこ
   とを特徴とする方法。
9. 【請求項９】 さらに、前記核医学画像とすべき前記Ｐ
   ＥＴ再構成画像の一部を選択し、前記核医学画像を表示
   画面上に表示するステップを含むことを特徴とする請求
   項８に記載の方法。
10. 【請求項１０】 さらに、前記核医学画像とすべき前記
    ＳＰＥＣＴ再構成画像の一部を選択し、前記核医学画像
    を表示画面上に表示するステップを含むことを特徴とす
    る請求項８に記載の方法。
11. 【請求項１１】 （ａ）ＰＥＴ撮影とＳＰＥＣＴ撮影と
    の間で切り替えることのできるユーザが選択する動作モ
    ードと、 （ｂ）前記ＰＥＴ撮影では同時に発生した一対の事象を
    報告し、前記ＳＰＥＣＴ撮影では事象を個別に報告し、
    それぞれ、 個別の光電子増倍管が、検出したエネルギーを示す出力
    チャネル信号を生成し、光電子増倍管アレイ自体がゾー
    ンに分割された光電子増倍管アレイと、 それぞれ、前記光電子増倍管アレイの前記ゾーンのうち
    の特定のゾーンからチャネル信号を受け取る第１の複数
    の事象検出回路と、 前記第１の複数の事象検出回路のうちの任意の事象検出
    回路から事象表示を受け取ったときにトリガ信号を生成
    するために前記第１の複数の事象検出回路に結合された
    第１のトリガ回路とを備えるシンチレーション検出器対
    と、 （ｃ）透過放射を用いて前記第１の検出器および前記第
    ２の検出器を走査し、前記回路が透過情報を報告し記憶
    する間に走査を行う透過走査エミッタを備える非一様減
    衰補正機構と、 （ｄ）前記透過情報によって補正された前記ＰＥＴ事象
    に基づいてＰＥＴ再構成画像を生成すると共に、前記透
    過情報によって補正された前記ＳＰＥＣＴ事象に基づい
    てＳＰＥＣＴ再構成画像を生成するコンピュータ・シス
    テムとを備えることを特徴とする核カメラ・システム。