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特表2023-524060一致検出による前方散乱ガンマ線に基づくＰＥＴスキャナにおける透過イメージング
(19)【発行国】日本国特許庁(JP)
(12)【公報種別】公表特許公報(A)
(11)【公表番号】
(43)【公表日】2023-06-08
(54)【発明の名称】一致検出による前方散乱ガンマ線に基づくＰＥＴスキャナにおける透過イメージング
(51)【国際特許分類】
G01T 1/161 20060101AFI20230601BHJP
【ＦＩ】
G01T1/161 A
G01T1/161 C
【審査請求】未請求
【予備審査請求】未請求
(21)【出願番号】P 2022566314
(86)(22)【出願日】2021-04-20
(85)【翻訳文提出日】2022-12-28
(86)【国際出願番号】 US2021070429
(87)【国際公開番号】W WO2021222921
(87)【国際公開日】2021-11-04
(31)【優先権主張番号】63/018,654
(32)【優先日】2020-05-01
(33)【優先権主張国・地域又は機関】US
(81)【指定国・地域】
(71)【出願人】
【識別番号】593063105
【氏名又は名称】シーメンス メディカル ソリューションズ ユーエスエー インコーポレイテッド
【氏名又は名称原語表記】Ｓｉｅｍｅｎｓ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｓｏｌｕｔｉｏｎｓ ＵＳＡ，Ｉｎｃ．
(74)【代理人】
【識別番号】110003317
【氏名又は名称】弁理士法人山口・竹本知的財産事務所
(74)【代理人】
【識別番号】100075166
【弁理士】
【氏名又は名称】山口 巖
(74)【代理人】
【識別番号】100133167
【弁理士】
【氏名又は名称】山本 浩
(74)【代理人】
【識別番号】100169627
【弁理士】
【氏名又は名称】竹本 美奈
(72)【発明者】
【氏名】ハミル，ジェイムス
【テーマコード（参考）】
4C188
【Ｆターム（参考）】
4C188EE02
4C188FF04
4C188FF07
4C188JJ02
4C188JJ27
4C188KK28
4C188KK33
4C188LL08
4C188LL09
(57)【要約】
トランスミッションイメージング放射線として使用可能な前方散乱ガンマ光子を提供する１以上の固定ガンマ線源を組み込むことによって、ＰＥＴスキャナにおいてトランスミッションスキャンデータを取得する新規な方法が開示される。
【特許請求の範囲】
【請求項1】
ガントリ；前記ガントリ内に設けられる複数のＰＥＴ検出器リング組立体、ここで、各検出器リング組立体は、中央開口部の周りにリング形状に配置される複数のＰＥＴ検出器を含み、前記複数のＰＥＴ検出器リング組立体は、前記中央開口部を通るように規定される長手軸に沿って同軸に配列されている；
同軸に配置された前記ＰＥＴ検出器リング組立体の前記中央開口部を通って延在する患者トンネル、ここで、前記複数のＰＥＴ検出器組立体は患者トンネルの長さ方向に沿って同軸に配列され、前記複数の検出器の各々は、検出器と当該検出器に関連する１以上のシンチレータ結晶とを備える；および
前記ガントリ内の前記ＰＥＴ検出器リング組立体の各々に設けられた１以上の固定ガンマ線源；
を備える、陽電子放出断層撮影（ＰＥＴ）スキャナシステム。
【請求項2】
前記ＰＥＴ検出器リング組立体の各々における前記１つ以上の固定ガンマ線源は、前記検出器リング組立体の後方に前記患者トンネルから離れて配置されている、請求項１に記載のＰＥＴスキャナシステム。
【請求項3】
前記固定ガンマ線源は、Ｃｓ－１３７、コバルト－６０、またはナトリウム－２２である、請求項２に記載のＰＥＴスキャナシステム。
【請求項4】
前記固定ガンマ線源は、Ｃｓ－１３７である、請求項２記載のＰＥＴスキャナシステム。
【請求項5】
前記ガンマ線源の各々は、放射線遮蔽をもたらす組立体内に設けられている、請求項２に記載のＰＥＴスキャナシステム。
【請求項6】
前記ガンマ線源の各々は、放射線遮蔽をもたらす組立体内に設けられている、請求項３に記載のＰＥＴスキャナシステム。
【請求項7】
前記放射線遮蔽をもたらす前記組立体は、ＯＮ構成とＯＦＦ構成とを備え、前記ＯＮ構成にある場合、前記Ｃｓ－１３７からのガンマ光子のうち、前記検出器組立体に向かう方向に進行している前記Ｃｓ－１３７からのガンマ光子以外の残りの前記ガンマ光子は、前記放射線遮蔽をもたらす前記組立体によって実質的に吸収される、請求項５に記載のＰＥＴスキャナシステム。
【請求項8】
前記放射線遮蔽をもたらす前記組立体は、ＯＮ構成とＯＦＦ構成とを備え、前記ＯＮ構成にある場合、前記Ｃｓ－１３７からのガンマ光子のうち、前記検出器組立体に向かう方向に進行している前記Ｃｓ－１３７からのガンマ光子以外の残りの前記ガンマ光子は、前記放射線遮蔽をもたらす前記組立体によって実質的に吸収される、請求項６に記載のＰＥＴスキャナシステム。
【請求項9】
放射線遮蔽をもたらす前記組立体は、少なくとも部分的にタングステンを含む、請求項７に記載のＰＥＴスキャナシステム。
【請求項10】
放射線遮蔽をもたらす前記組立体は、少なくとも部分的にタングステンを含む、請求項８に記載のＰＥＴスキャナシステム。
【請求項11】
前記ＰＥＴスキャナは、ＰＥＴ／ＭＲスキャナである、請求項１記載のＰＥＴスキャナシステム。
【請求項12】
前記ＰＥＴスキャナは、ＰＥＴ／ＣＴスキャナである、請求項１記載のＰＥＴスキャナシステム。
【請求項13】
減弱マップを作成するために使用することができるスキャンデータを生成するためのトランスミッションスキャン用放射線源として、ＰＥＴスキャナに備えられた１以上の固定ガンマ線源を使用する方法であって、前記ＰＥＴスキャナは複数のＰＥＴ検出器リング組立体を備え、当該方法は、以下の行程：（ａ）前記ＰＥＴ検出器リング組立体の各々に前記１以上の固定ガンマ線源を設けること、ここで前記固定ガンマ線源は、前記検出器リング組立体の外側に配置されている；
（ｂ）前記固定ガンマ線源から放射された前方散乱ガンマ光子であって、ＰＥＴ検出器リング組立体内の第１の組の検出器ブロックにおけるシンチレータ結晶を通って前方に散乱し、前記ＰＥＴスキャナの視野（ＦＯＶ）を横断し、前記ＰＥＴ検出器リング組立体内の第２の組の検出器ブロックにおけるシンチレータ結晶によって検出された前方散乱ガンマ光子である前方散乱ガンマ光子を、前記ＰＥＴスキャナの同時計数電子機器を介して同定すること；
（ｃ）ＦＯＶ内に放射能のないブランクのトランスミッションスキャンからのリストモードデータを取得すること；
（ｄ）ＦＯＶ内に標的体がある状態でのトランスミッションスキャンからのリストモードデータを取得すること；
（ｅ）前記ブランクのトランスミッションスキャンからの前記リストモードデータを、前記ＦＯＶ内に前記標的体がある状態での前記トランスミッションスキャンからのリストモードデータと比較することによって、減弱マップを作成すること；および、
（ｆ）前記減弱マップをステップ（ｅ）の前記エミッションスキャンからの前記リストモードデータに適用し、前記エミッションスキャンからの前記リストモードデータに減弱補正を施すこと；
を含む、方法。
【請求項14】
ステップ（ｄ）と同時に、前記ＦＯＶに前記標的体がある状態でＰＥＴスキャンからリストモードデータを取得すること、をさらに含む、請求項１３に記載の方法。
【請求項15】
前記ステップ（ｂ）は、要件ＥA＋ＥB＝ＥIを使用して前記前方散乱ガンマ光子を識別することを含み、ここで、ＥAおよびＥBはそれぞれ、同時計数イベントＡおよびＢの各ペアから検出された光子エネルギーであり、
前記イベントＡは、前記第１の組の検出器ブロック内のシンチレータ結晶におけるコンプトン散乱であり、
前記イベントＢは、前記第２の組の検出器ブロック内のシンチレータ結晶におけるコンプトン散乱であり、
ＥIは、前記ガンマ線源から放出されるガンマ光子の初期エネルギーである、
請求項１３に記載の方法。
【請求項16】
固定ガンマ線源を使用するトランスミッションイメージングスキャンに対して飛行時間（ＴＯＦ）考慮事項を適用することによって、前方散乱ガンマ光子からのトランスミッションスキャン信号の品質を改善するための方法であって：（ａ）前記第１検出器ブロックの前記第１シンチレータ結晶でコンプトン散乱を起こした前記ガンマ線源からの光子である散乱光子の、前記第２検出器ブロックの第２シンチレータ結晶に到達するまでのＴＯＦを、前記２つのシンチレータ結晶間の距離に基づいて計算すること；
（ｂ）時間窓を定義すること、ここで、前記時間窓は、前記計算されたＴＯＦを中心とする幅を有する；
（ｃ）前記第１のシンチレータ結晶から発生する実際の散乱ガンマ光子のＴＯＦを、前記ＰＥＴスキャナの視野（ＦＯＶ）にスキャン標的体がある状態で測定すること；
（ｄ）（ｃ）からの前記測定したＴＯＦを前記算出したＴＯＦと比較し、前記時間窓内にある前記測定したＴＯＦを識別すること；
（ｅ）前記時間窓内にある前記測定したＴＯＦに対応する前記前方散乱ガンマ光子を、前記第１シンチレータ結晶におけるコンプトン散乱から発生するトランスミッション源イベントとして同定し、それによって、スキャン標的体内のガンマ放射消滅イベントおよび偶発イベントからトランスミッション型データを識別すること；
を含む、方法。
【請求項17】
前記工程（ｃ）は、前記ＰＥＴスキャナのＦＯＶにおける前記スキャン標的体のトランスミッションスキャンデータを同時に取得すること、をさらに含む、請求項１６に記載の方法。
【請求項18】
ステップ（ｃ）と同時に前記ＰＥＴスキャナのＦＯＶにおける前記スキャン標的体の前記ＰＥＴエミッションスキャンデータを取得すること；および、前記トランスミッションスキャンデータから、前記ＰＥＴエミッションスキャンデータを補正するための減弱マップを生成すること；
をさらに含む、請求項１７に記載の方法。
【請求項19】
前記ステップ（ｅ）は、前記要件ＥA＋ＥB＝ＥIを使用して、前方散乱ガンマ光子を識別することを含み、ここで、ＥAおよびＥBはそれぞれ、同時計数イベントＡおよびＢの各ペアから検出される光子線であり、
前記イベントＡは、前記第１のシンチレータ結晶における前記コンプトン散乱であり、前記イベントＢは、前記第２のシンチレータ結晶における前記コンプトン散乱であり、
前記ＥIは、前記ガンマ線源から放出される前記ガンマ光子の前記初期エネルギーである、
請求項１６に記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【0001】
本出願は、２０２０年５月１日に出願された米国仮出願Ｎｏ．６３／０１８，６５４号の利益を主張し、当該出願の開示は参照によりその全体が本出願に組み込まれている。
【0002】
本開示は、核イメージングに関する。より詳細には、この開示は、陽電子放出断層撮影（positron emission tomography：ＰＥＴ）における減弱補正に関する。
【背景技術】
【0003】
ＰＥＴは、体内の陽電子放出同位元素の分布を表す３次元画像を作成する核医学イメージング技術である。放射性同位元素が陽電子放出崩壊（正のβ崩壊としても知られる）するとき、電子の反物質相当物を放出する。陽電子はエネルギーを失うと、最終的には電子と出会って消滅し、通常、反対方向に動く一対の消滅（ガンマ）光子を生成する。ＰＥＴシステムは、一対のガンマ光子を時間的に同時に検出することにより、消滅が起こった直線を決定する。
【0004】
ＰＥＴイメージングにおける減弱補正は、アーチファクトのない定量的なデータの作成に重要な要素である。ほとんどの減弱補正は、エミッションスキャンの前、最中、または後、に取得されたトランスミッションスキャンに基づいて行われる。このため、高精度な減弱補正を実現するには、高品質なトランスミッションデータを取得できることが有効である。
【0005】
ＰＥＴイメージングにおける減弱とは、体内での吸収や検出器の視野（field of view ：ＦＯＶ）外への散乱により、真の同時発生イベントの検出が損なわれることである。ＰＥＴイメージングにおいて、真のイベントとして検出されるためには、２つの光子が同時に患者から抜け出る必要がある。ＰＥＴイメージングにおいて、減弱による真の同時発生イベントの検出の損失は、５０～９５％の範囲となりうる。
【0006】
減弱によるカウントの損失は、画像ノイズ、画像アーチファクト、および画像歪みを増大させる。減弱補正を行わない場合に全身ＰＥＴスキャンで生じる可能性のある重大なアーチファクトは、以下のとおりである：（１）深部構造と比較して体表面では相対的に減弱が失われるため、体表面端において放射能（activity；単位時間当たりの放射性壊変数に相当する意）が顕著になる、（２）放射能の強い部位（例えば、膀胱）において、当該部位から発生する放射能の方向によって減弱の程度が異なるため、外観が歪んで見える、および、（３）比較的減弱の少ない組織（例えば、肺）において放射能が拡散し、相対的に増加する。したがって、ＰＥＴスキャンデータの正確な測定には、データの減弱補正が必要である。
【0007】
ＰＥＴ／ＣＴシステムでは、ＣＴスキャンからのＸ線を用いて、撮像対象領域の全体にわたる密度差の減弱マップを構築し、これを用いて、エミッションスキャンにおけるフルオロデオキシグルコースの崩壊によって放出される光子の吸収を補正することができる。しかしながら、このような統合型のＰＥＴ／ＣＴシステムでは、ＰＥＴ画像診断ハードウェアに追加のＣＴスキャンハードウェアを統合することが必要である。したがって、ＣＴスキャナのような追加のトランスミッションスキャン用ハードウェアを用いることなく、ＰＥＴスキャナを用いてトランスミッション型のスキャンデータを取得し、減弱マップを構築することができれば、有用となり得る。このような、減弱マップを作成するためにＰＥＴスキャナシステムにおいてトランスミッション型のスキャンデータを取得するという能力は、ＰＥＴ／ＭＲシステムにおいても有用であり得る。なぜなら、ＭＲシステムでは、ＰＥＴスキャンにおいて放射線を減弱させる、システム内の全てのものを測定するわけではないからである。例えば、ＰＥＴ／ＭＲシステムでは、消滅光子を減弱させるコイルと、これに付随する電子機器およびケーブルと、を使用するが、設計上、これらはＭＲ画像に現れないように無視され、消滅光子減弱に対するこれらの影響は考慮することができない。
【0008】
検出器自体のルテチウムベースのシンチレーション結晶（例えば、ＬＳＯまたはＬＹＳＯシンチレーション結晶など）において放出されるバックグラウンド放射線から減弱補正を導出するＰＥＴスキャナの設計が、いくつか提案されている。しかしながら、ＬＳＯバックグラウンド放射線の強度は、一般に、通常の持続時間での患者スキャンにおいて使用するには低すぎる。したがって、ＣＴハードウェアを使用せずにトランスミッションイメージング（撮像）データを生成でき、より速く減弱μ－マップを作成することができる、改良されたＰＥＴスキャナは有益であり得る。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【0009】
ＰＥＴスキャナシステムが提供される。このＰＥＴスキャナシステムは、ガントリと；ガントリ内に備えられる複数のＰＥＴ検出器リング組立体であって、各検出器リング組立体は、中央開口部の周りにリング形状で配置された複数のＰＥＴ検出器を含み、当該複数のＰＥＴ検出器リング組立体は、中央開口部を通るように定められる長手軸に沿って同軸に配置されている、複数のＰＥＴ検出器リング組立体と；同軸に配置されたＰＥＴ検出器リング組立体の中央開口部を通って延在する患者トンネルであって、ここで、複数のＰＥＴ検出器組立体は当該患者トンネルの長さ方向に沿って同軸に配置されており、複数のＰＥＴ検出器のそれぞれが、検出器と検出器に付随する１以上のシンチレータ結晶とを備えている、患者トンネルと；ガントリ内の各ＰＥＴ検出器リング組立体に設けられた１以上の固定ガンマ線源と；を備える。
【0010】
また、ＰＥＴスキャナ内に設けられた１以上の固定ガンマ線源を、減弱マップを作成するために用いられるスキャンデータを生成するためのトランスミッションスキャン放射線源として使用する方法が提供される。ここで、ＰＥＴスキャナは、複数のＰＥＴ検出器リング組立体を備えている。この方法は、（ａ）ＰＥＴ検出器リング組立体中に１以上の固定ガンマ線源を用意すること、ここで固定ガンマ線源は、検出器リング組立体の外側に位置する；（ｂ）固定ガンマ線源から発せられたガンマ光子である前方散乱ガンマ光子であって、ＰＥＴ検出器リング組立体における第１の検出器ブロックセット中のシンチレータ結晶を通過して前方に散乱し、前記ＰＥＴスキャナの視野（ＦＯＶ）を横切り、ＰＥＴスキャナの同時計数電子機器（coincidence electronics、同時計数電子回路ともいう）を介して前記ＰＥＴ検出器リング組立体における第２の検出器ブロックセット中のシンチレータ結晶によって検出された前方散乱ガンマ光子、を識別すること；（ｃ）ＦＯＶ内に放射能の無いブランクでのトランスミッションスキャンからリストモードデータを取得すること；（ｄ）ＦＯＶ内に標的体があるトランスミッションスキャンからリストモードデータを取得すること;（ｅ）ブランクのトランスミッションスキャン由来のリストモードデータを、ＦＯＶ内に標的体があるトランスミッションスキャン由来のリストモードデータと比較することによって、減弱マップを生成すること；および、（ｆ）エミッションスキャンに由来するリストモードデータにステップ（ｅ）の減弱マップを適用して、エミッションスキャンに由来するリストモードデータに対して減弱補正を施すこと、を含む。
【0011】
また、固定ガンマ線源を用いた透過画像スキャンに対し、飛行時間（ＴＯＦ）の考慮事項を適用することによって、前方散乱ガンマ光子からのトランスミッションスキャン信号の品質を改善する方法が提供される。この方法は、（ａ）ガンマ線源からの光子である散乱光子のうち、第１検出器ブロックの第１シンチレータ結晶においてコンプトン散乱を受けた散乱光子が、第２検出器ブロックの第２シンチレータ結晶に到達するまでのＴＯＦを、２つのシンチレータ結晶間の距離に基づいて計算すること;（ｂ）時間窓を定義すること、ここで時間窓は、計算されたＴＯＦを中心とした幅を有する；（ｃ）ＰＥＴスキャナのＦＯＶにおいて第１シンチレータ結晶から発生する実際の散乱ガンマ光子のＴＯＦを、ＰＥＴスキャナのＦＯＶ中のスキャン対象物で測定すること；（ｄ）上記（ｃ）に由来して測定されたＴＯＦを算出されたＴＯＦと比較し、時間窓内にある測定されたＴＯＦを識別すること；（ｅ）時間窓内にあるそれらの測定されたＴＯＦに対応する散乱ガンマ光子を、第１のシンチレータ結晶におけるコンプトン散乱に由来して生じる透過源（透過スキャン用線源）イベントとして識別し、それによって、透過型データを、スキャン対象物内のガンマ放出消滅イベントおよびランダムイベントから識別すること；を含む。
【図面の簡単な説明】
【0012】
【図5】（ａ）および（ｂ）はそれぞれ、実験検証で使用されたＰＥＴスキャナの正面および側面の概略図であり、測定に関して異なった放射能の位置を示す。
【発明を実施するための形態】
【0013】
例示的な実施形態のこの説明は、添付の図面に関連して読まれることを意図しており、これらは書面による説明全体の一部とみなされるものである。
【0014】
従来のＰＥＴスキャンで収集されるＰＥＴ放射データは、検出器で検出される前に放射光子が受ける物理的効果に関する全ての情報を含む。収集した放射データを再構成するために、真の測定された放射イベントを再構成するために、放射データに対する補正を行った。正規化、偶発同時計数補正、および不感時間補正のようなシステム補正は、ＦＯＶ内における対象物には依存せず、主に、ＦＯＶ内外のＰＥＴ検出器を照射する放射能のシステムおよび計数率に依存する。その他の補正は、減弱補正や散乱推定などオブジェクト依存性であり、スキャナのＦＯＶにおける対象の材料についての減弱情報が必要となる。
【0015】
［ＰＥＴスキャナの一般的な動作］
図１Ａは、ここに開示された本発明の概念を実装できるＰＥＴスキャナシステム２００の一例を示している。ＰＥＴスキャンの対象となるヒト被験体４が、ＰＥＴスキャナシステム２００のガントリ２１０の内部に配置されている様子が示されている。ガントリ２１０は、複数のＰＥＴ検出器リング１００を備える。各検出器リングは、複数のシンチレーション結晶２１６と関連する検出器２１３とを備える。検出器リング１００の中央にある開放空間は、ガントリ２１０の患者トンネルＴと、ＰＥＴスキャナのＦＯＶと、を規定する。ＰＥＴスキャンを実施する場合、陽電子放出放射性同位元素６を、代謝活性分子に乗せてヒト被験体４に導入する。そして代謝活性分子は、ヒト被験体の血流によって目的の臓器に運ばれる。
図１Ａは、ここに開示された本発明の概念を実装できるＰＥＴスキャナシステム２００の一例を示している。ＰＥＴスキャンの対象となるヒト被験体４が、ＰＥＴスキャナシステム２００のガントリ２１０の内部に配置されている様子が示されている。ガントリ２１０は、複数のＰＥＴ検出器リング１００を備える。各検出器リングは、複数のシンチレーション結晶２１６と関連する検出器２１３とを備える。検出器リング１００の中央にある開放空間は、ガントリ２１０の患者トンネルＴと、ＰＥＴスキャナのＦＯＶと、を規定する。ＰＥＴスキャンを実施する場合、陽電子放出放射性同位元素６を、代謝活性分子に乗せてヒト被験体４に導入する。そして代謝活性分子は、ヒト被験体の血流によって目的の臓器に運ばれる。
【0016】
ヒト被検体の体内に現にある放射性同位元素から放出された陽電子が電子に遭遇すると、両者は消滅し、おおよそ反対方向に移動する２つのガンマ光子７が得られる。消滅イベントは、ガンマ光子が検出器のシンチレーション結晶２１６と相互作用することによって、対向配置された２つの検出器による２つのガンマ光子の検出の時間的同時性によって識別される。すなわち、ガンマ光子の放出は、各検出器２１３によって実質的に同時に検出される。反対方向に進行する２つのガンマ光子が、反対方向に配置された対応する検出器に衝突して同時発生イベントを生じさせると、光子は、これに沿って消滅イベントが発生する応答線（ＬＯＲ）を識別する。
【0017】
ヒト被験体４における代謝活性の画像（核医学画像）をコンピュータ解析により再構成する。ＰＥＴスキャナシステム２００は、検出器リング１００に接続され、検出器リング１００と通信するシステム制御装置２９０を含む。ＰＥＴスキャナシステム２００は、一対のガンマ線によって発生する同時計数イベントを決定および評価し、この情報を画像処理ユニット（計算ユニット）２３０に転送するデータ処理ユニット（イベント検出ユニット）２２０をさらに備える。各ＬＯＲに関連する検出器対は、測定セッション（すなわち、データ取得スキャン）の間に多くの同時計数イベントを生成する。ＰＥＴスキャナシステム２００は、さらに、コンピュータプログラムコードでコード化されている少なくとも１つの機械可読記憶媒体２５０を備える。このコンピュータプログラムコードをシステム制御装置２９０が実行すると、システム制御装置は、ＰＥＴスキャナシステム２００の様々な動作機能を実行する。
【0018】
［本開示による改良］
図１Ｂを参照すると、ＰＥＴスキャナシステムのための新規構成が提供され、この構成は、本開示によるＰＥＴスキャンのセッション中にトランスミッションスキャンデータの同時生成を可能にする。ＰＥＴスキャンセッション中に同時トランスミッションスキャンデータを生成する設備をＰＥＴスキャナに提供するために、１つ以上の固定ガンマ線源１３０が、ガントリ２１０内のＰＥＴ検出器リング組立体１００の各々に組み込まれる。ＰＥＴ検出器リング組立体１００の各々は、患者トンネルＴの周りにリング形状に配置された複数の検出器用電子組立体１１０を含む。各検出器用電子組立体１１０は、とりわけ、検出器２１３（光検出器）、これに関連する１つ以上のシンチレータ結晶２１６を含む。図１Ｂは概略的であり、図示を簡略化するために、検出器２１３および関連する１以上のシンチレータ結晶２１６は、グループとして、ＰＥＴ検出器ブロック２１４と称される。この呼称は、本開示の残りの部分にわたって踏襲される。
図１Ｂを参照すると、ＰＥＴスキャナシステムのための新規構成が提供され、この構成は、本開示によるＰＥＴスキャンのセッション中にトランスミッションスキャンデータの同時生成を可能にする。ＰＥＴスキャンセッション中に同時トランスミッションスキャンデータを生成する設備をＰＥＴスキャナに提供するために、１つ以上の固定ガンマ線源１３０が、ガントリ２１０内のＰＥＴ検出器リング組立体１００の各々に組み込まれる。ＰＥＴ検出器リング組立体１００の各々は、患者トンネルＴの周りにリング形状に配置された複数の検出器用電子組立体１１０を含む。各検出器用電子組立体１１０は、とりわけ、検出器２１３（光検出器）、これに関連する１つ以上のシンチレータ結晶２１６を含む。図１Ｂは概略的であり、図示を簡略化するために、検出器２１３および関連する１以上のシンチレータ結晶２１６は、グループとして、ＰＥＴ検出器ブロック２１４と称される。この呼称は、本開示の残りの部分にわたって踏襲される。
【0019】
固定ガンマ線源１３０は、ガンマ線源からのガンマ光子の一部が、第１のＰＥＴ検出器ブロック２１４ａに付随する第１シンチレータ結晶を通って前方に散乱し、その後、ＰＥＴスキャナのＦＯＶを横切り、ＰＥＴスキャナのＦＯＶの反対側にある第２のＰＥＴ検出器ブロック２１４ｂに付随する第２シンチレータ結晶に到達するように、ＰＥＴガントリ２１０内に配置され、ＰＥＴ検出器ブロック２１４の近くでかつその背後に、患者トンネルＴから離れて配置される。ガンマ線源１３０は、ＰＥＴスキャナ内にガンマ線を遮蔽し封じ込めるという実用上の理由のため、ＰＥＴガントリ２１０内に配置されることが好ましい。
【0020】
図１Ｂにおいて、矢印１１は、第１の検出器ブロック２１４ａの第１のシンチレータ結晶を通って前方に散乱する例示的なガンマ光子を表し、矢印１２は、その後、散乱されたガンマ光子が、ＰＥＴスキャナのＦＯＶを横切って第２の検出器ブロック２１４ｂの第２のシンチレータ結晶に到達する経路を表している。散乱ガンマ光子は、１２で表される。前方散乱ガンマ光子１２はＦＯＶを通過するので、十分な数のそのような前方散乱ガンマ光子をＰＥＴスキャナの同時計数電子機器を介して識別することによって、散乱ガンマ光子１２をそのＰＥＴスキャナにおけるトランスミッションイメージングに使用することができる。
【0021】
いくつかの好ましい実施形態において、各検出器リング組立体１００における１以上の固定ガンマ線源１３０は、検出器ブロック２１４の後方に配置される。この構成により、ガンマ線源１３０から放出されるガンマ光子のより多くが、近くの１または複数の検出器ブロック２１４内のシンチレータ結晶を通って前方散乱することが可能となり、その結果、透過イメージングのための放射線量が増加する。
【0022】
図１Ｃを参照すると、トランスミッションイメージングのために十分な数の前方散乱ガンマ線光子を提供して識別することは、ＰＥＴ検出器リング組立体１００のそれぞれに複数の固定ガンマ線源１３０を設けることによって、より実用的に達成され得る。全てのガンマ線源１３０は、図１Ｂに例示されるように、ＰＥＴ検出器ブロック２１４の後方に配置される。ＰＥＴ検出器ブロック２１４の後方にある位置とは、ＰＥＴ検出器ブロック２１４の患者トンネルＴから離れる方向に向いている側の任意の位置を意味する。ガンマ線源１３０は、ＰＥＴ検出器ブロック２１４の後方にある限り、ガントリ内の任意の場所に位置決めすることができる。しかしながら、いくつかの好ましい実施形態では、各固定ガンマ線源１３０は、検出器による前方散乱光子の検出を最大化するために、一対の検出器電子機器組立体１００の間、すなわち、図１Ｂおよび１Ｃに示されるように、２組のＰＥＴ検出器ブロック２１４の間に、並ぶように配置される。ガンマ線源が検出器の真後ろにある場合は、それはゼロ度の散乱に相当し、その場合の散乱プロセスでは散乱した検出器にほとんどエネルギーが残らないため、検出することができない。散乱で残されたエネルギーが検出器電子機器の閾値（特定の閾値は、ＰＥＴスキャナのメーカーによって異なるが、一例として、約１５０ｋｅＶ）を上回るまで、散乱プロセスは検出できない。そのため、最も好ましい散乱角は約４０度以上である。これは、固定ガンマ線源１３０をＰＥＴ検出器ブロック２１４の後方で、一対の検出器用電子組立体１１０の間に配置することによって、達成することができる。ガンマ線源がＰＥＴ検出器ブロック２１４の後方で、一対の検出器用電子組立体１１０の間に配置される場合、２つの検出器ブロック２１４は両側への散乱のために良好な配置とされる。
【0023】
すべての固定ガンマ線源１３０は、ＦＯＶを通って前方散乱するガンマ光子をいくつか放出し、したがって、トランスミッションイメージングに必要なより多くの放射線を提供し得る。図１Ｃは、あくまでも概略図であり、図示された検出器電子組立体、検出器ブロック２１４、およびガンマ線源１３０の数は、本開示の実施形態の採用する実際のＰＥＴスキャナシステムにあるであろう実際の数を表すものではない。
【0024】
この構成により、第１のＰＥＴ検出器ブロック２１４ａ内の第１のシンチレータ結晶における散乱イベントは、同時計数電子回路に開始信号を提供し、第２のＰＥＴ検出器ブロック２１４ｂ内の第２のシンチレータ結晶による散乱ガンマ光子１２の検出は、同時計数電子回路に停止信号を提供して同時計数を検出する。ガンマ線源からの光子は、第１のＰＥＴ検出器ブロック２１４ａのシンチレーション結晶内でコンプトン散乱を受ける。シンチレータ内において光子のエネルギーの一部は電子に移動し、この電子はシンチレータとの相互作用によって直ちに停止され、結果として、第１のＰＥＴ検出器ブロック２１４ａの１つのシンチレータ結晶において閃光が生じ、これにより、同時計数電子回路のための開始信号が得られる。エネルギーが減少した前方散乱ガンマ光子１２は、ＦＯＶを横切って進み、第２の検出器ブロック２１４ｂによって検出されて、同時計数電子回路に対する停止信号を提供する。この同時計数検出は、ＰＥＴ検出器リング組立体１００内の２つのシンチレーション結晶を識別し、空間内の２つの点が、空間を横切る散乱光子の直線経路を規定するため、ＦＯＶを通って進行するガンマ光子１２を計数することによって、トランスミッションサイノグラムが提供される。
【0025】
したがって、ＦＯＶ内に患者がいない状態で固定ガンマ線源１３０からの放射を使用してトランスミッションスキャンデータを生成すると、ブランクのトランスミッションスキャンのサイノグラムが生成される。ブランクのトランスミッションサイノグラムを、ＦＯＶ内にスキャン標的体積を有するトランスミッションスキャンからのトランスミッションサイノグラムと比較することにより、標的体積に対するエミッションＰＥＴスキャンデータの減弱補正のための、標的体積のミューマップ（光子減弱係数の空間マップ）を構築することができる。
【0026】
ガンマ線源１３０としては、様々な放射性同位元素を用いることができる。いくつかの例は、セシウム－１３７、コバルト－６０、およびナトリウム－２２である。いくつかの好ましい実施形態では、ガンマ線源１３０材料として、Ｃｓ－１３７が使用される。Ｃｓ－１３７は、ガンマ線エネルギがＰＥＴで一般に使用される５１１ｋｅＶより幾分高いものの、ガンマ線が多くのＰＥＴ検出器で通常使用される範囲から外れるほど高くはないために好ましく、ガンマ線源１３０材料として好ましく選択することができる。また、Ｃｓ－１３７の半減期が３０年であることは、ＰＥＴスキャナの期待寿命において線源の交換を必要としないことから有利である。また、他の同位体はエネルギーの異なる複数のガンマ線を有するのに対し、Ｃｓ－１３７は１回の崩壊ごとに一つのガンマ線のみが存在する。さらに、Ｃｓ－１３７同位元素は、数年間保管された後の放射性廃棄物の主成分の１つであるため、広く入手可能である。
【0027】
本開示によれば、固定ガンマ線源および飛行時間（ＴＯＦ）ベースの同時測定を組み込むことによって、ＰＥＴエミッションスキャンおよびトランスミッションスキャンのデータを同時に取得する方法を実行するように構成されたＰＥＴシステムは、図１Ｂおよび１Ｃに例示されるＰＥＴ検出器リング組立体１００を含む。ＰＥＴ検出器リング組立体１００は、中央開口部の周囲にリング形状で配置された複数のＰＥＴ検出器を含み、ここで、複数のＰＥＴ検出器リング組立体は、中央開口部を通るように規定される長手軸Ｌ（図１Ａ参照）に沿って同軸に配置される。患者トンネルＴは、同軸に配列されたＰＥＴ検出器リング組立体１００の中央開口部を通って延びている。複数のＰＥＴ検出器組立体は、患者トンネルＴの長さに沿って同軸に配列されている。
【0028】
各検出器用電子組立体１１０は、ＰＥＴ検出器ブロック２１４を含む。各検出器ブロックは、検出器２１３と、関連する１つ以上のシンチレータ結晶２１６と、を含む。複数のガンマ線源１３０は、図１Ｂに例示されるように、ＰＥＴ検出器ブロック２１４の後方に配置される。ＰＥＴ検出器ブロック２１４の後方に配置されるとは、検出器ブロック２１４の患者のトンネルＴから離れる方向を向く側面の任意の位置を意味する。ガンマ線源１３０は、ＰＥＴスキャナ内にガンマ線を遮蔽し封じ込めという現実的な理由から、ＰＥＴガントリ２１０内に配置されることが好ましい。
【0029】
さらに図１Ｃを参照すると、ガンマ線源１３０およびＰＥＴ検出器ブロック２１４のこの配置では、ガンマ光子１１は、第１の組の検出器ブロック２１４に裏側から入射する。ガンマ光子の一部は、第１の組のＰＥＴ検出器ブロック２１４のシンチレータ結晶２１６内でコンプトン散乱を受け、ＰＥＴスキャナのＦＯＶを横切って、ＦＯＶの反対側の第２の組のＰＥＴ検出器ブロック２１４に向かって前方散乱を受ける。そして、散乱されたガンマ光子が、第２の組のＰＥＴ検出器ブロックに関連付けられたシンチレータ結晶２１６に遭遇すると停止され、各散乱光子は、同時計数電子回路のための停止信号として機能する光の閃光を生成する。散乱光子は、矢印１２で示されている。これにより、標的被験体が患者トンネルＴ内に位置され、かつ、ＦＯＶ内にある場合の、トランスミッションイメージングの基礎が提供される。
【0030】
開示されたシステムのいくつかの好ましい実施形態では、ガンマ線源１３０は、コリメート遮蔽体を備えることができ、ＰＥＴ検出器２１４の方に向けられたガンマ光子が完全な強度で輝くことができる一方で、他の方向へ向けられたガンマ光子は遮蔽体によって吸収されて、スキャナの近くの人々に起こり得る放射線被曝を低減することができる。コリメート遮蔽体のための特定の構成は、所定のシステムに対して選択された特定の放射線源を考慮し、実現されたトランスミッションイメージングを最適化するように設計することができる。
【0031】
図２および図３は、一つのガンマ線源組立体１３０Ａおよび関連するＰＥＴ検出器リング１００の一例を示す概念図である。ガンマ線源組立体１３０Ａは、ガンマ線源１３０が、ＰＥＴ検出器組立体１００内の２つのＰＥＴ検出器ブロック２１４の間の隙間の上方に位置するように配置される。ガンマ線源組立体１３０Ａは、ガンマ線源１３０と、ガンマ線源１３０用の放射線遮蔽ハウジング１３６と、を備える。ガンマ線源組立体１３０Ａは、ガンマ線源１３０を保持し、ＯＮ構成とＯＦＦ構成との間で切り替えられるように構成されている。ＯＮ構成では、ＰＥＴ検出器ブロック２１４に向かう方向に進むガンマ線源１３０からのガンマ光子以外の、残りのガンマ線源１３０からのガンマ光子は、ハウジング１３６によって実質的に吸収される。放射線吸収は、現実には決して１００％ではない。したがって、「実質的に吸収される」とは、ガンマ光子が強く減弱されていることを意味する。放射線遮蔽ハウジング１３６は、タングステン等の放射線減弱材料で構成することができる。
【0032】
図示された例では、ガンマ線源１３０は、ハウジング１３６内のガンマ線源１３０の位置をＯＮ構成とＯＦＦ構成との間で操作することができる関節ロッド１３４の端部に取り付けられている。放射線遮蔽ハウジング１３６は、チャネル１３８を備えることができ、ＯＦＦ構成では、図３に示すように、ガンマ線源１３０はチャネル１３８内に引っ込むことができるので、線源から放射されるガンマ光子はハウジング１３６によって吸収される。ＯＮ構成では、関節ロッド１３４は、ガンマ線源１３０をチャネル１３８の外に延在させる。ＯＮ構成では、ガンマ線源１３０は、検出器ブロック２１４に向かって開いている開口１３５内に配置することができる。
【0033】
図４Ａは、減弱マップを作成するために使用することができるスキャンデータ（リストモードデータ）を生成するためのトランスミッションスキャン用放射線源として、ＰＥＴスキャナ中の１以上の固定ガンマ線源１３０を使用する方法を示すフローチャート３００である。この方法は、（ａ）各ＰＥＴ検出器リング組立体１００内に１以上の固定ガンマ線源１３０を設けること、ここで固定ガンマ線源はＰＥＴ検出器リング組立体１００の外側に配置される（ボックス３１０）;（ｂ）固定ガンマ線源から発せられたガンマ光子であって、ＰＥＴ検出器リング組立体における第１の組の検出器ブロック２１４中のシンチレータ結晶を通って前方散乱し、ＰＥＴスキャナのＦＯＶを横断し、ＰＥＴスキャナの同時計数電子機器を介してＰＥＴ検出器リング組立体における第２の組の検出器ブロック中のシンチレータ結晶によって検出されたガンマ光子である前方散乱ガンマ光子１２を識別すること（ボックス３２０）；（ｃ）ブランクのトランスミッションスキャン（すなわち、ＦＯＶ中に放射能がない）からリストモードデータを取得すること（ボックス３３０）；（ｄ）ＦＯＶ内に標的体があるトランスミッションスキャンからリストモードデータを取得すること（ボックス３４０）;（ｅ）ステップ（ｄ）と同時に、ＦＯＶ内に標的体がある状態でＰＥＴスキャンからリストモードデータを取得すること（ボックス３５０）；（ｆ）ブランクのトランスミッションスキャン由来のリストモードデータを、ＦＯＶ内に標的体があるトランスミッションスキャン由来のリストモードデータと比較することによって、減弱マップ（ミューマップ）を作成すること（ボックス３６０）；および、（ｇ）減弱マップをステップ（ｅ）のエミッションスキャン由来のリストモードデータに適用して、エミッションスキャン由来のリストモードデータに減弱補正を施すこと（ボックス３７０）；を含む。
【0034】
別の態様では、ＰＥＴスキャナシステム２００は、フローチャート３００に記載された方法を実行するように構成されていることが開示される。ＰＥＴシステムは、複数のシンチレータ結晶を含む複数の検出器リング組立体１００；機械可読記憶媒体２５０；および、検出器リング組立体に接続され、検出器リング組立体と通信するシステム制御装置；を備えている。ここで、機械可読記憶媒体は、コンピュータプログラムコードがシステム制御装置２９０によって実行される場合に、システム制御装置が以下を含む方法を実行するように、コンピュータプログラムコードで符号化されている。その方法は、（ａ）１つ以上の固定ガンマ線源を各ＰＥＴ検出器リング組立体中に設けること、ここで、固定ガンマ線源は、検出器リング組立体の外側に配置される；（ｂ）固定ガンマ線源から発せられたガンマ光子であって、ＰＥＴ検出器リング組立体中の第１の組の検出器ブロックのシンチレータ結晶を通って前方散乱し、ＰＥＴスキャナのＦＯＶを横断し、ＰＥＴ検出器リング組立体中の第２の組の検出器ブロックのシンチレータ結晶によって検出された前方散乱ガンマ光子を、ＰＥＴスキャナの同時計数電子機器を介して識別すること；（ｃ）ブランクのトランスミッションスキャン（すなわち、ＦＯＶに放射能がない状態）からリストモードデータを取得すること；（ｄ）ＦＯＶに標的体を有するトランスミッションスキャンからリストモードデータを取得すること；（ｅ）ステップ（ｄ）と同時に、標的体がＦＯＶにある状態のＰＥＴスキャンからリストモードのデータを取得すること；（ｆ）ブランクのトランスミッションスキャンからのリストモードのデータと、標的体がＦＯＶ内にあるトランスミッションスキャンからのリストモードのデータと、を比較することによって、減弱マップ（ミューマップ）を作成すること；および、（ｇ）ステップ（ｅ）のエミッションスキャンからのリストモードのデータに減弱マップを適用して、エミッションスキャンからのリストモードのデータに減弱補正を施すこと。
【0035】
いくつかの実施形態では、飛行時間（ＴＯＦ）の考慮事項が、前方散乱ガンマ光子からのトランスミッションスキャン信号の品質を向上させるために適用される。図４Ｂのフローチャート４００を参照すると、固定ガンマ線源１３０を使用するトランスミッションイメージングスキャンにＴＯＦ考慮を適用することは、（ａ）第１の検出器ブロック２１４ａ内の第１のシンチレータ結晶においてコンプトン散乱を受けたガンマ線源からの光子である散乱光子が、第２の検出器ブロック２１４ｂ内の第２のシンチレータ結晶に到達するまでの飛行時間を、２つのシンチレータ結晶間の距離に基づいて計算すること（ブロック４１０参照）、を含む。このステップでは、所定のＰＥＴスキャナにおいて、ガンマ光子が第１のシンチレータ結晶からＦＯＶを横切って反対側の第２のシンチレータ結晶まで進むために必要なＴＯＦを計算する。換言すると、ここで注目する距離は、ガンマ光子のコンプトン散乱が発生する第１の検出器ブロック２１４ａ（具体的には第１の検出器に付随するシンチレータ結晶）から、同時に散乱されたガンマ光子が検出される第２の検出器ブロック２１４ｂ（具体的には第２の検出器のシンチレータ結晶）までである。次に、（ｂ）時間窓（時間幅）が定義され、ここで、時間窓は計算されたＴＯＦを中心とする幅を有する（ブロック４２０参照）。次に、（ｃ）第１のシンチレータ結晶から発生する実際の散乱ガンマ光子のＴＯＦを、ＰＥＴスキャナのＦＯＶにスキャン標的がある状態で測定する（ブロック４３０参照）。次に、（ｄ）測定された（ｃ）からのＴＯＦを算出されたＴＯＦと比較し、時間窓内にある測定されたＴＯＦが識別される（ブロック４４０参照）。次に、（ｅ）時間窓内にある測定されたＴＯＦに対応する散乱ガンマ光子を、第１のシンチレータ結晶におけるコンプトン散乱に由来する透過源イベントとして識別し、それによって、スキャン標的対象内でのガンマ発光消滅イベントと偶発イベントとから、トランスミッション型データが識別される（ブロック４５０参照）。このようにして得られたトランスミッションスキャンデータは、一次ＰＥＴエミッションスキャンデータを補正するための減弱マップを作成するために使用することができる。
【0036】
いくつかの実施形態において、フローチャート４００のステップ（ｃ）は、ＰＥＴスキャナのＦＯＶにおけるスキャン標的のＰＥＴエミッションスキャンデータを同時に取得することをさらに含むことができる。
【0037】
別の態様では、ＰＥＴスキャナシステム２００は、フローチャート４００に記載された方法を実行するように構成されていることが開示される。ＰＥＴシステムは、複数のシンチレータ結晶を含む複数の検出器リング組立体１００；機械可読記憶媒体２５０；および検出器リング組立体に接続されかつ検出器リング組立体と通信するシステム制御装置を含む。ここで、機械可読記憶媒体は、コンピュータプログラムコードがシステム制御装置２９０によって実行される場合、システム制御装置が、（ａ）第１の検出器ブロック内の第１のシンチレータ結晶においてコンプトン散乱を受けたガンマ線源からの光子である散乱光子が、第２の検出器ブロック内の第２のシンチレータ結晶に到達するまでのＴＯＦを、２つのシンチレータ結晶間の距離に基づいて計算すること、を含む方法を実行するように、コンピュータプログラムコードでコード化されている。このステップでは、所定のＰＥＴスキャナにおいて、ガンマ光子が第１のシンチレータ結晶からＦＯＶを横切って反対側の第２のシンチレータ結晶に移動するために必要なＴＯＦを計算する。換言すれば、ここで注目する距離は、ガンマ光子のコンプトン散乱が生じる第１の検出器ブロック（具体的には、第１の検出器に関連するシンチレータ結晶）から、同時に散乱されたガンマ光子が検出される第２の検出器ブロック（具体的には、第２の検出器におけるシンチレータ結晶）までの距離である。次に、（ｂ）時間窓が定義され、ここで時間窓は、計算されたＴＯＦを中心とした幅を有する。次に、（ｃ）第１のシンチレータ結晶から発生した実際の散乱ガンマ光子のＴＯＦを、ＰＥＴスキャナのＦＯＶ内にスキャン標的体がある状態で測定する。次に、（ｄ）（ｃ）からの測定ＴＯＦを算出ＴＯＦと比較し、時間窓内にある測定ＴＯＦを特定する。そして、（ｅ）それらの測定されたＴＯＦに対応する散乱ガンマ光子のうち、時間窓内にある散乱ガンマ光子を、第１のシンチレータ結晶におけるコンプトン散乱（前方散乱）に由来する透過源イベントとして同定し、それにより、スキャン標的体内のガンマ放出消滅イベントおよび偶発イベントからトランスミッション型データを識別する。
【0038】
トランスミッションスキャンデータを獲得するための改良された固定ガンマ線源の使用は、ＰＥＴ／ＭＲスキャナだけでなく、ＰＥＴ／ＣＴスキャナにも適用することができる。
【0039】
ガンマ線源としてＣｓ－１３７を用いて、本発明者らは、ＣＴハードウェアなしで減弱μ－マップを生成するためにトランスミッションイメージングデータをより速く生成することにより、ＬＳＯバックグラウンド放射線を用いる場合と比較して、前方散乱Ｃｓ－１３７ガンマ線は、ＰＥＴスキャナの改良されたトランスミッションイメージングを提供する、ことを実験的に確認した。以下に、その実験結果を示す。
【0040】
［実験データ］
開示された発明は、ＬＳＯシンチレータとＳｉＰＭベースの検出器を有する、６リングのBiograph Vision ＰＥＴ／ＣＴスキャナを用いて実証された。スキャナの各リングは、６４ｍｍ×３２ｍｍのサイズの３８個の検出器ブロックを含み、各ブロックは、３．２×３．２×２０ｍｍのサイズの２００個の結晶を含む。計測における減弱放射（５１１ｋｅＶ）は、２３ＭＢｑの密封型68Ｇｅ線源（ゲルマニウム）を細い鋼管に入れて作製した。軽量ハウジング内に密封されたＣｓ－１３７線源は、公称強度が１１５ＭＢｑであった。
開示された発明は、ＬＳＯシンチレータとＳｉＰＭベースの検出器を有する、６リングのBiograph Vision ＰＥＴ／ＣＴスキャナを用いて実証された。スキャナの各リングは、６４ｍｍ×３２ｍｍのサイズの３８個の検出器ブロックを含み、各ブロックは、３．２×３．２×２０ｍｍのサイズの２００個の結晶を含む。計測における減弱放射（５１１ｋｅＶ）は、２３ＭＢｑの密封型68Ｇｅ線源（ゲルマニウム）を細い鋼管に入れて作製した。軽量ハウジング内に密封されたＣｓ－１３７線源は、公称強度が１１５ＭＢｑであった。
【0041】
リストモードデータ（ＬＭ）は５回のスキャンで取得され、図５（ａ）および（ｂ）を参照して説明することができる。スキャン１は、ＬＳＯのバックグラウンドを除けばスキャナ近傍に放射能はなく、ＦＯＶ内に物体がなく、患者ベッドさえもない状態で、３０分間の取得（撮影）とした。スキャン２は、スキャナの移動軸中心に近い位置であって、軸方向範囲の端部またはその直後の（ちょうど超えた）位置（Ａ）にゲルマニウム源を備えた３０分間の取得であった。スキャン３は、検出器のリングを約２５ｃｍ越えた位置Ｂにセシウム線源を設置して、１５分間のスキャンとした。スキャン５は、単純なファントムを提供するために患者ベッドをＦＯＶに置いた以外は、スキャン４と同じとした。検出された放射線は、正常なＰＥＴ同時計測（図５（ａ）のラインＤＥ）；Ａからの５１１ｋｅＶまたは６６２ｋｅＶの光子による後方散乱（図５（ａ）のラインＤＦ）；位置ＢにおけるＣｓ－１３７線源からの光子の前方散乱（図５（ａ）のラインＧＨ）；および、ＬＳＯシンチレーション結晶のバックグラウンド（図５（ａ）のラインＣＩ）；を含む、様々な物理現象に対応するものであった。ＬＳＯは、ＰＥＴ検出器リング１００の周囲に分布しているが、ちょうど１つの例示的な位置が図５（ａ）において（Ｃ）として示されている。
【0042】
この測定は、通常とは異なるＰＥＴスキャナ設定で行った。エネルギー窓を広く開いて、１６０～７３０ｋｅＶのエネルギーをもつイベントを受け入れるようにした。また、同時計数窓は、約１メートルの最大コード長に相当する６．６４ｎｓに設定した。正常なＰＥＴイメージングでは、両者とも制限される。
【0043】
ＬＭデータには、各同時計数イベントについて、以下の情報：幅２．８ｋｅＶのビンで離散化された、各光子のエネルギー信号；各光子の結晶同定；ＴＯＦ；および、同時計数が迅速か遅延かを示すビット；が含まれていた。各スキャンのデータは、２通りの分析のために分別した。一つ目は、ＴＯＦを制限することなく、２００×２００ビンを用いて、迅速な同時計数に対して２次元（２Ｄ）のエネルギーヒストグラムを作成し、遅延の同時計数に対してマッチングヒストグラムを作成した。これらのヒストグラムでは、一方の検出器における光子のエネルギーＥAが横軸に、もう一方の同時計数された光子のエネルギーＥBが縦軸に、表される。二つ目は、エネルギーを制限することなく、正味－真の同時計数サイノグラムを作成した。このサイノグラムでは、ＴＯＦが、２つの結晶間の距離±２１５ｐｓ（ピコ秒）に対応するイベントのみを使用した。
【0044】
トランスミッションイメージングの場合、固定Ｃｓ－１３７線源１３０から放射された光子を効率的に使用し、ＰＥＴ検出器リング１００内のほぼ全ての結晶から散乱させることにより、本質的に全ての応答線がサンプリングされ得る。Ｃｓ－１３７線源は、ＰＥＴ検出器２１４に近いが、許容可能なシングル率を維持するのに十分遠くにあるべきである。これを行う１つの方法は、図１Ｃに示すように、ＰＥＴ検出器リング１００内に固定Ｃｓ－１３７線源１３０を分配することである。Biograph VisionＰＥＴスキャナは、１９個の検出器用電子組立体１１０を使用するため、１９の角度位置が図１Ｃに示されている。各角度において、２つの軸方向位置を使用することになるため、線源の総数を３８とする必要がある。
【0045】
上記の実験では３８個の線源構造を使用しなかったが、次の計算で得られるサイノグラムを推定することができる。スキャン１およびスキャン４から得られるサイノグラムをそれぞれ、Ｓbg-blankおよびＳcs1-blankとする。これらは３Ｄサイノグラムであるが、解析では、全てのスライスと全てのサイノグラムセグメントを合計し、半径方向と角度のサイノグラム座標の２次元関数として扱えば十分であると考えられる。新しい設計では、ここで述べた試験のように１１５ＭＢｑではなく、異なる線源強度Ａｓを用いることができると推測される。この場合、ＬＳＯバックグラウンド放射線を含む３８線源サイノグラム（Ｓcs38-blank）は、次式（１）のように記述されるであろう。
【数1】
【0046】
２つの入力サイノグラムに異なったスキャン時間を使用したため、Ｓbg-blankを２で除算してから計算を行った。式中、Ｒは、サイノグラムを１９の角度のうちの１つだけ回転させる演算子であり、係数２は、２軸の位置における線源配置を考慮したものである。回転は慎重に行わなければならない。サイノグラムを１８０度から３６０度に変換した後、（１）を適用し、その後、１８０度の表現に戻した。
【0047】
セシウム法を使用すると、ＬＳＯバックグラウンド法によるロングスキャンとほぼ同じ画質を与え、どれだけ速くトランスミッションスキャンを行えるかを決定することができる。ゲイン（ｇａｉｎ：利得）は概ね、以下の通りである。
（１）は線形であるので、実際に回転を行わなくても、次のように、ゲインを単純に計算することもできる。
（１，２，３）の使用に関する注意については、以下の考察の段落に示す。
【数2】
【数3】
【0048】
［結果］
図６に、スキャン１、２、３、および４からの２Ｄエネルギーヒストグラムを示す。これらにおいて、各光子のエネルギー範囲は、上述のように１６０～７３０ｋｅＶである。下段には迅速な同時計数を、上段には正味－真の同時計数（迅速から遅延を引いたもの）を示す。中段は、ＬＳＯバックグラウンドを差し引いた正味－真のヒストグラムを示しており、異なるスキャン時間に対する補正が行われている。スキャン１を表す欄は、一方の検出器におけるベータ放射線とガンマ放射線の予想されるスペクトルと、もう一方の検出器における２０２または３０７ｋｅＶの光ピークを含む予想されるエネルギースペクトルと、を示している。スキャン２の欄は、関心のあるいくつかの特徴を有する正常なＰＥＴ同時計数を示す。右上隅付近には、各検出器の５１１ｋｅＶの光ピークを表す小さな円形パターンが見られる。その下および左側には、線源またはいずれかの検出器で散乱された放射線の特徴が見られ、エネルギー範囲の下端には、１８０度付近の角度を通る５１１ｋｅＶの後方散乱を表す別の顕著な特徴があることがわかる。また、２－Ｂ部分に斜線ボックスで示したのは、ＥA＋ＥB＝５１１ｋｅＶとなる点の軌跡であり、ＥAおよびＥBは、Ａ、Ｂとして参照される一対の同時計数イベントのエネルギーを表す。これらは、図５のラインＤＦのように、５１１ｋｅＶの光子の後方散乱を表す。後方散乱の大部分は、ＬＳＯバックグラウンドと重複している。スキャン３の欄では、光子がセシウム線源から１度に１個の放出されており、下段では偶発同時計数を示すが、これらは、遅延同時計数が差し引かれた上段では消失している。この例では、セシウム線源からの６６２ｋｅＶの光子によって発生した同時計数イベントＡとＢの各対に対して、ＥA＋ＥB＝６６２ｋｅＶとなる別の対角軌跡が示されている。これらはセシウム線源からの６６２ｋｅＶの光子の後方散乱を表している。ここでも、この後方散乱の信号は、ＬＳＯバックグラウンドと強く重複している。スキャン４の欄は、図５のＧＨのような線上の前方散乱放射線を示す。ＥA＋ＥB＝６６２ｋｅＶを表す点の軌跡が、再度表示されている。注目すべきは、これらの光子対の特徴が、ＬＳＯバックグラウンド放射線とそれほど強く重複していないことである。より好ましいエネルギー範囲は、患者にとって最良の予備空間であるＦＯＶ内に線源を配置する必要がないという事実に加えて、前方散乱アプローチの潜在的な利点である。
図６に、スキャン１、２、３、および４からの２Ｄエネルギーヒストグラムを示す。これらにおいて、各光子のエネルギー範囲は、上述のように１６０～７３０ｋｅＶである。下段には迅速な同時計数を、上段には正味－真の同時計数（迅速から遅延を引いたもの）を示す。中段は、ＬＳＯバックグラウンドを差し引いた正味－真のヒストグラムを示しており、異なるスキャン時間に対する補正が行われている。スキャン１を表す欄は、一方の検出器におけるベータ放射線とガンマ放射線の予想されるスペクトルと、もう一方の検出器における２０２または３０７ｋｅＶの光ピークを含む予想されるエネルギースペクトルと、を示している。スキャン２の欄は、関心のあるいくつかの特徴を有する正常なＰＥＴ同時計数を示す。右上隅付近には、各検出器の５１１ｋｅＶの光ピークを表す小さな円形パターンが見られる。その下および左側には、線源またはいずれかの検出器で散乱された放射線の特徴が見られ、エネルギー範囲の下端には、１８０度付近の角度を通る５１１ｋｅＶの後方散乱を表す別の顕著な特徴があることがわかる。また、２－Ｂ部分に斜線ボックスで示したのは、ＥA＋ＥB＝５１１ｋｅＶとなる点の軌跡であり、ＥAおよびＥBは、Ａ、Ｂとして参照される一対の同時計数イベントのエネルギーを表す。これらは、図５のラインＤＦのように、５１１ｋｅＶの光子の後方散乱を表す。後方散乱の大部分は、ＬＳＯバックグラウンドと重複している。スキャン３の欄では、光子がセシウム線源から１度に１個の放出されており、下段では偶発同時計数を示すが、これらは、遅延同時計数が差し引かれた上段では消失している。この例では、セシウム線源からの６６２ｋｅＶの光子によって発生した同時計数イベントＡとＢの各対に対して、ＥA＋ＥB＝６６２ｋｅＶとなる別の対角軌跡が示されている。これらはセシウム線源からの６６２ｋｅＶの光子の後方散乱を表している。ここでも、この後方散乱の信号は、ＬＳＯバックグラウンドと強く重複している。スキャン４の欄は、図５のＧＨのような線上の前方散乱放射線を示す。ＥA＋ＥB＝６６２ｋｅＶを表す点の軌跡が、再度表示されている。注目すべきは、これらの光子対の特徴が、ＬＳＯバックグラウンド放射線とそれほど強く重複していないことである。より好ましいエネルギー範囲は、患者にとって最良の予備空間であるＦＯＶ内に線源を配置する必要がないという事実に加えて、前方散乱アプローチの潜在的な利点である。
【0049】
スキャン４に関し、図７は、スキャナの２２８個の検出器ブロックにおけるシングル率の分布を、グレースケール表示で示したものである。横方向がスキャナの円周に対応し、縦方向がスキャナの軸方向の寸法に対応する。最大シングル率は、セシウム線源に近い領域では約１×１０5カウント／ブロックであったのに対し、ＬＳＯバックグラウンド放射からのシングルが主である領域では約１×１０4カウント／ブロックであった。分布の形状から、線源の位置が検出器を越えて約２５ｃｍであることが確認された。検出器に当たる実際の放射線量はこれ以上であったと予想される。なぜなら、シングル率には蓄積エネルギーが放射化閾値である約１５０ｋｅＶを超えるイベントのみが含まれており、６６２ｋｅＶのコンプトン散乱のおよそ半分がそれ以下のエネルギーで反跳電子を生じると予想されるからである。簡単なシミュレーションにより、入射放射線の約４０％がシングルモードで検出されることが示唆された。他の関連する効果としては、検出器の結晶と線源との間の物質による吸収および散乱、例えば、電子機器や使用中に検出器を安定化させるための冷却剤を保持するための３～８ｍｍ厚のアルミニウムチャネルが挙げられる。
【0050】
図８は、スキャン１、４、および５からの正味－真のサイノグラム（図のＡ、Ｂ、Ｃ部分）と、スキャン５のサイノグラムのスキャン４のサイノグラムに対する比（Ｄ部分）を示している。サイノグラムは、半径方向に５２０のビン、角度方向に３９９のビンを有する。スキャン１からのＬＳＯ－バックグラウンドサイノグラムは、検出器ブロックの端部で値が高くなったり低くなったりする予想パターンと、位置により立体角が変動するため中央でカウント数がより低くなることを除いて、主に特徴なしであった。スキャン４からのセシウムスペクトルは、前方散乱放射線による顕著な対角線方向での配向特性がみられた。予想されたように、小角散乱に対応するサイノグラム領域は、散乱を生じる結晶に１５０ｋｅＶ未満しか付与されていない、すなわち、電子の反跳エネルギーが検出するには低すぎるため、輝度が減少していた。スキャン５からの透過サイノグラムと比サイノグラムは、患者ベッドのガンマ線陰影を示し、これらの測定値から、減弱係数のマップを推定できる可能性が示唆された。
【0051】
セシウムによる感度利得を説明し定量化するために、スキャン１および４からのサイノグラムを、半径方向５２０ビン×角度方向３９９ビンから、５２ｘ１９に再ビニング（rebin）した。スキャン時間の違いを考慮し、粗いビンの各々で再ビニングしたサイノグラムの比率を計算した。比は、１．００から４．７７の間で変化した（図９）。３８線源サイノグラムを（１）から推定し、図１０に図示した。これは、その均一性がスキャン１からのサイノグラムと類似していることを示す。推定された３８線源サイノグラムは、スキャン１からのサイノグラムと比較して、半径方向範囲の中央で１９．６倍、両端で２３．２倍のカウント数であった。（３）を用いて、３８線源配置に対する感度利得（sensitivity gain）を計算したところ、次のようになった。
【数4】
【0052】
これらの実験において、ＬＳＯバックグラウンドやセシウム線源からの放射線が検出された効率を定量化することは興味深い。表１に、スキャン１～４における線源の放射能とサイノグラム計数率を列挙する。対応する効率を見積もるために、176Ｌｕまたは137Ｃｓ原子核の、崩壊あたりの透過光子数をＮΩ／４πとし、同時計数電子機器の出発信号を提供する放射線に対する幾何学的効率を乗じた。ＬＳＯの場合、開始信号はベータ放射線とガンマ放射線のカスケードから生じ、図６が示すように、２０２または３０７ｋｅＶのいずれかの光子が同時計数において検出できるため、Ｎ＝２となる。本件では、176Ｌｕ原子は全ての側面をシンチレータで囲まれていたため、Ωを４πｓｒに設定した。セシウムの場合、開始信号は散乱６６２ｋｅＶガンマ線によると考えられる。この場合、散乱光子のみが同時計数で検出できるためＮ＝１とし、Ωは、セシウム線源の位置から、背面が線源に対向するすべての検出器ブロックの立体角の和として計算した。表には、ＮΩ／４πと同時計数効率とよばれる量とが列挙される。同時計数効率（coincidence efficiency）は、以下のように定義される。
【数5】
【0053】
【表1】
【0054】
［実験データの考察］
ここに示した実験データは、ＬＳＯバックグラウンドからの同時計数のような同時計数に基づくトランスミッションイメージングにおけるスピードアップの実現可能性を実証した。この調査により、前方散乱セシウムガンマ線がこのようなスピードアップを提供できることが示された。本開示の前方散乱ガンマ光子アプローチの使用は、以下のような利点を提供する：ハードウェアである固定ガンマ線源をＰＥＴスキャナに直接組み込むことができる；ガンマ線源収容のための少数の簡単な可動部品のみが必要となり得る；潜在的にＣＴスキャナは不要である；および、ＰＥＴのＦＯＶをブロックしたりＰＥＴのＦＯＶの直径を制限するものは何らない。
ここに示した実験データは、ＬＳＯバックグラウンドからの同時計数のような同時計数に基づくトランスミッションイメージングにおけるスピードアップの実現可能性を実証した。この調査により、前方散乱セシウムガンマ線がこのようなスピードアップを提供できることが示された。本開示の前方散乱ガンマ光子アプローチの使用は、以下のような利点を提供する：ハードウェアである固定ガンマ線源をＰＥＴスキャナに直接組み込むことができる；ガンマ線源収容のための少数の簡単な可動部品のみが必要となり得る；潜在的にＣＴスキャナは不要である；および、ＰＥＴのＦＯＶをブロックしたりＰＥＴのＦＯＶの直径を制限するものは何らない。
【0055】
注意深く設計された実施においては線源にコリメート遮蔽体が設けられ、検出器の方へ向けられたガンマ線は最大強度で照射されるのに対し、他の方向へ向けられたガンマ線は遮蔽体によって吸収され、スキャナ近傍の人々への放射線被曝が低減される。
【0056】
なお、式（４）によって予測されるスピードアップまたは感度利得が、前方散乱アプローチの利点を過小評価していると推測されることの理由がある。第一に、この解析で使用されたスキャン１サイノグラムは、176Ｌｕによって放出される２０２および３０７ｋｅＶのガンマ線を組み合わせたものであるが、経験上、３０７ｋｅＶのガンマ線のみを使用したほうがよいことがわかった。第二に、セシウムからの前方散乱ガンマ線は、ほとんどルテチウムのガンマ線よりも高いエネルギーを有している。このことは、図６の４Ｂ部分から確認することができる。より高いエネルギーは、放射線がファントムおよび患者の身体を貫通する際に減弱がより低いという利点をもたらす。また、散乱が少ないことで、患者からの５１１ｋｅＶの放射線の後方散乱による合併症が少ないことが予想される。
【0057】
前方散乱線の使用にあたっては、エネルギー範囲の下端での物理的影響が重要である。これを図８の（Ｂ）部分に示される。６６２ｋｅＶでのコンプトン散乱の角度分布は小角度に有利であるが、最小の角度での散乱はシンチレータ結晶中に僅かなエネルギーしか残さず、これはスキャナの低エネルギー閾値を下回っている可能性がある。その結果、散乱された放射線の多くを検出できなくなる。図１Ｃに示すように、複数のセシウム線源を使用すると、明確に定義されたエッジのないサイノグラムが得られる。これは、１９の線源位置が計算で組み合わされた図１０によって示されている。
【0058】
ＬＳＯバックグラウンドとセシウム前方散乱という２つの方法の相対効率を説明するために、同時計数効率と呼ばれる性能指数を導入した。式（５）および表１は、176Ｌｕベータ崩壊が全崩壊のほぼ１００％で検出され、そして各々の崩壊で２つのガンマ線が放射されるので、ＬＳＯバックグラウンド放射線が効率的に使用できることがわかる。実験では、セシウム線源はＰＥＴ検出器のリングの近くに配置させたため、立体角は４πステラジアンの６．３％であった。すべての要因を考慮すると、前方散乱法はＬＳＯバックグラウンドのケースの３．７２×１０-3に比べてかなり効率的で、１．２４×１０-3であることが示された。検出されたかもしれないいくつかの同時計数が実際には見られなかった理由を説明するために、３つの効果に注意する。第一に、６６２ｋｅＶのガンマ線の一部は、まったく相互作用せずに検出器を通過したか、または線源とシンチレータとの間の物質により散乱または吸収された可能性がある。これらの影響は、セシウム線源に最も近い検出器ブロックの場合、約４０％の損失を占めると推定される。第二に、ガンマ線の一部が検出器に入り、４０度未満の角度で散乱し、検出閾値以下に低下したエネルギー量を残した可能性がある。この影響は、散乱角の正弦による重み付けを伴うコンプトン散乱の公式の簡単な分析に基づく別の要因で、検出率を約４０％減少させると推定される。これら２つの効果は、それだけで、見逃された同時計数の大部分を説明する。また、第三目の効果は、散乱後、光子の大部分がＦＯＶの反対側となる検出器に対向しないところで生じたということである。この全体的な幾何学的効率係数は、ＬＳＯのバックグラウンド放射の場合にも同様であったであろうから、表１の２つの同時計数効率の比は、容易には予測されない。要約すると、この比率は、単純な計算に基づいて予測される量に近い。
【0059】
ＰＥＴスキャナで前方散乱を実用的な方法で使用するためには、現実または認識されている放射線ハザードと、トランスミッション画像の品質との間には、トレードオフがある。したがって、ガンマ線源材料の最適量を決定することになる。Ｃｓ－１３７を使用する例では、１線源あたりＡｓ＝３０ＭＢｑの３８の線源を考慮することができ、合計１１１０ＭＢｑは、ECAT ART ＰＥＴスキャナで使用される総Ｃｓ－１３７含量と正確に一致する。式（４）は、この場合の感度利得が６．５であることを示唆している。
【0060】
この実験により、一例としてＣｓ－１３７からの６６２ｋｅＶのガンマ線を用いたガンマ線の前方散乱を、ＰＥＴスキャナにおけるトランスミッションイメージングに使用できることが検証された。本出願では、エネルギー窓と同時計数時間窓とを、大きく開く必要がある。得られたサイノグラムは、ＬＳＯバックグラウンド放射線のサイノグラムに加えることもできる。このようなＰＥＴスキャナが３８個のセシウム線源に分配された合計１１１０ＭＢｑで製造された場合、典型的なＰＥＴ取得の３分間におけるトランスミッション画像は、ＬＳＯバックグラウンドのみに基づく２０分間スキャンとほぼ同じ品質となる可能性がある。
【0061】
前方散乱ガンマ光子からのそれぞれの同時計数イベントＡおよびＢから検出された光子エネルギーＥAおよびＥBが、ガンマ線源１３０から放出されるガンマ光子の初期エネルギーＥIに加算される原理、すなわちＥA＋ＥB＝ＥIを利用して、ＰＥＴシステムが、虚偽の同時計数イベントなどのほとんどすべてのバックグラウンドノイズを拒絶するようにすることができる。任意のガンマ線源について、その線源からのガンマ線のＥIは知られている。たとえば、Ｃｓ－１３７の場合、ＥIは６６２ｋｅＶである。したがって、Ｃｓ－１３７がガンマ線源１３０として使用される場合、要件ＥA＋ＥB＝ＥI＝６６２ｋｅＶを使用して、前方散乱Ｃｓ－１３７ガンマ光子から生じる真の同時計数イベントを選別し、識別されたトランスミッションスキャン信号の質を改善することができる。
【0062】
例えば、図４Ａのフローチャート３００に要約された方法において、ステップ（ｂ）は、前方散乱ガンマ光子を識別するために要件ＥA＋ＥB＝ＥIを使用することを含むことができる。ここで、ＥAおよびＥBは、それぞれ、イベントＡは、第１のセットの検出器ブロックにおけるシンチレータ結晶におけるコンプトン散乱であり、イベントＢは、第２のセットの検出器ブロックにおけるシンチレータ結晶におけるコンプトン散乱であり、ＥIは、ガンマ線源から放出されるガンマ光子の初期エネルギーである。
【0063】
別の例では、図４Ｂのフローチャート４００に要約された方法において、ステップ（ｅ）は、前方散乱ガンマ光子を識別するために要件ＥA＋ＥB＝ＥIを使用することを含むことができる。ここで、ＥAおよびＥBは、各対の同時計数イベントＡおよびＢからそれぞれ検出された光子エネルギーであり、イベントＡは、第１のシンチレータ結晶におけるコンプトン散乱であり、イベントＢは、第２のシンチレータ結晶におけるコンプトン散乱であり、ＥIは、ガンマ線源から放出されるガンマ光子の初期エネルギーである。
【0064】
ＰＥＴ検出器のシンチレータ結晶がＬＳＯ結晶であるいくつかの実施形態において、ＬＳＯ結晶バックグラウンド放射線は、２０１４年２月５日に出願された米国特許出願第１４／１７２，９８０号に先に開示された方法にしたがって、減弱マップを作成するためにエミッションスキャンとして使用することもできる。この出願の内容は、参照により本明細書に組み込まれる。
【0065】
上述の開示によれば、陽電子放出断層撮影（ＰＥＴ）スキャナシステムであって、ガントリ；ガントリ内に設けられた複数の検出器リング組立体であって、各検出器リング組立体は中心開口部の周りにリング形状で配列された複数のＰＥＴ検出器を備え、複数のＰＥＴ検出器リング組立体は中心開口部を通るように規定された長手軸に沿って同軸に配列されている、複数の検出器リング組立体；同軸に配列されたＰＥＴ検出器リング組立体の中央開口部を通るように延在する患者トンネルであって、複数のＰＥＴ検出器組立体は患者トンネルの長さ方向に沿って同軸に配列されており、複数のＰＥＴ検出器の各々が、検出器とこの検出器に付随する１以上のシンチレータ結晶とを含む、患者トンネル；および、ガントリ内のＰＥＴ検出器リング組立体の各々に設けられた１以上の固定ガンマ線源；を含む、陽電子放出断層撮影スキャナシステムが提供される。
【0066】
上述の実施形態のいずれかによるＰＥＴスキャナシステムにおいて、ＰＥＴ検出器リング組立体の各々における１以上の固定ガンマ線源は、患者トンネルから離れた検出器リング組立体の後方に配置することができる。上述の実施形態のいずれかに係るＰＥＴスキャナシステムにおいて、固定ガンマ線源は、Ｃｓ－１３７、コバルト－６０、またはナトリウム－２２であり得る。ＰＥＴスキャナシステムのいくつかの実施形態において、固定ガンマ線源は、Ｃｓ－１３７である。
【0067】
ＰＥＴスキャナシステムの上記実施形態のいずれにおいても、ガンマ線源の各々は、放射線遮蔽をもたらす組立体内に設けることができる。
【0068】
ＰＥＴスキャナシステムの上記実施形態のいずれにおいても、放射線遮蔽をもたらす組立体は、ＯＮ構成およびＯＦＦ構成を含むことができる。そしてＯＮ構成においては、検出器組立体に向かって進行するＣｓ－１３７からのガンマ光子以外の、Ｃｓ－１３７からの残りのガンマ光子は、放射線遮蔽をもたらす組立体によって実質的に吸収される。ＰＥＴスキャナシステムの上記実施形態のいずれかにおいて、放射線遮蔽を提供する組立体は、少なくとも一部がタングステンを含む材料で構成されている。
【0069】
ＰＥＴスキャナシステムの上記実施形態のいずれかにおいて、ＰＥＴスキャナは、ＰＥＴ／ＭＲスキャナであり得る。ＰＥＴスキャナシステムの上記実施形態のいずれかにおいて、ＰＥＴスキャナは、ＰＥＴ／ＣＴスキャナであり得る。主題は、例示的な実施形態の観点から説明されたが、これに限定されるものではない。むしろ、添付の特許請求の範囲は、当業者によってなされ得る他の変形例および実施形態を含むように広く解釈されるべきである。
【図1A】
【図1B】
【図1C】
【図2】
【図3】
【図4A】
【図4B】
【図5】
【図6】
【図7】
【図8】
【図9】
【図10】
【国際調査報告】