JPH0679066B2 - シンチレーシヨンカメラの誤差修正方法 - Google Patents
シンチレーシヨンカメラの誤差修正方法Info
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- JPH0679066B2 JPH0679066B2 JP60130093A JP13009385A JPH0679066B2 JP H0679066 B2 JPH0679066 B2 JP H0679066B2 JP 60130093 A JP60130093 A JP 60130093A JP 13009385 A JP13009385 A JP 13009385A JP H0679066 B2 JPH0679066 B2 JP H0679066B2
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- scintillation
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- camera
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- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
- G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
- G01T1/29—Measurement performed on radiation beams, e.g. position or section of the beam; Measurement of spatial distribution of radiation
- G01T1/2914—Measurement of spatial distribution of radiation
- G01T1/2985—In depth localisation, e.g. using positron emitters; Tomographic imaging (longitudinal and transverse section imaging; apparatus for radiation diagnosis sequentially in different planes, steroscopic radiation diagnosis)
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
- A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
- A61B6/03—Computed tomography [CT]
- A61B6/037—Emission tomography
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Description
【発明の詳細な説明】 本発明は、一般にシンチレーションまたはガンマ線カメ
ラに関し、特にECT、ECATまたはSPECTと称される放射計
算軸方向断層撮影法（emissio computed axial tomogra
phy）、あるいは単一光子放出計算断層撮影法（single
photon emission computed tomography）に関連して患
者の周りを回転するように設計されたカメラ類に関す
る。
ラに関し、特にECT、ECATまたはSPECTと称される放射計
算軸方向断層撮影法（emissio computed axial tomogra
phy）、あるいは単一光子放出計算断層撮影法（single
photon emission computed tomography）に関連して患
者の周りを回転するように設計されたカメラ類に関す
る。
各種の撮影装置が「アンガー（anger）」タイプのガン
マ線カメラを用いる３次元撮像法を行うために提案され
たきたが、伝統的に核医学は、対象の体積から構成され
る２次元画像の生成に注意を向けてきた。1980年頃以
来、数社の核カメラ製造業者は、データ収集用の平行孔
コリメータおよび関連ディジタルコンピュータを備えた
回転可能検出装置、すなわちカメラヘッドにより特徴づ
けられる回転型の核カメラ装置を市場に導入してきた。
このコンピュータは収集したデータを処理し、かつ断面
Ｘ線図を再構成するもので、CTタイプのアルゴリズム、
すなわち患者と交差する面に沿って患者の２次元画像撮
影を実行する。
マ線カメラを用いる３次元撮像法を行うために提案され
たきたが、伝統的に核医学は、対象の体積から構成され
る２次元画像の生成に注意を向けてきた。1980年頃以
来、数社の核カメラ製造業者は、データ収集用の平行孔
コリメータおよび関連ディジタルコンピュータを備えた
回転可能検出装置、すなわちカメラヘッドにより特徴づ
けられる回転型の核カメラ装置を市場に導入してきた。
このコンピュータは収集したデータを処理し、かつ断面
Ｘ線図を再構成するもので、CTタイプのアルゴリズム、
すなわち患者と交差する面に沿って患者の２次元画像撮
影を実行する。
この種のECT装置はブラドコビッチ（Bradcovich）他の
米国特許第4,426,578号であって、本願の譲受人に譲渡
されたものに記載されている。ブラドコビッチ他は、患
者を経由する長軸の周りで回転させるためにその一端で
カメラヘッドを支持する釣合せＣ字形アームを特徴とす
る装置を発明した。カメラヘッドと長軸間の半径方向距
離は、固定ベースにＣ字形アームを回転可能に取付け
る、いわゆるキャリア部材に関連する周囲通路に沿うＣ
字形アームの変位により調節可能とすることができる。
他のECT装置はレインジ（Lange）の米国特許第4,216,38
1号中に記載されており、これは一対の細長フレーム部
材により支持される回転可能な検出装置ヘッドを特徴と
するものであり、前記フレーム部材は検出装置ヘッドが
患者を経由する長軸の周りで回転するときそれを枢動可
能に支持するものである。レインジの装置において、長
軸と検出装置ヘッドとの間の半径方向距離は細長フレー
ム対を傾斜させることにより調整され、前記フレーム対
は一対の直立柱により支持される円形フレーム内に装着
されている。
米国特許第4,426,578号であって、本願の譲受人に譲渡
されたものに記載されている。ブラドコビッチ他は、患
者を経由する長軸の周りで回転させるためにその一端で
カメラヘッドを支持する釣合せＣ字形アームを特徴とす
る装置を発明した。カメラヘッドと長軸間の半径方向距
離は、固定ベースにＣ字形アームを回転可能に取付け
る、いわゆるキャリア部材に関連する周囲通路に沿うＣ
字形アームの変位により調節可能とすることができる。
他のECT装置はレインジ（Lange）の米国特許第4,216,38
1号中に記載されており、これは一対の細長フレーム部
材により支持される回転可能な検出装置ヘッドを特徴と
するものであり、前記フレーム部材は検出装置ヘッドが
患者を経由する長軸の周りで回転するときそれを枢動可
能に支持するものである。レインジの装置において、長
軸と検出装置ヘッドとの間の半径方向距離は細長フレー
ム対を傾斜させることにより調整され、前記フレーム対
は一対の直立柱により支持される円形フレーム内に装着
されている。
回転可能なカメラヘッドを支持するために用いる装置の
タイプとは無関係に、再構成アルゴリズムは、コンピュ
ータによる回転検出装置およびデータの引続くバック−
プロジェクション（back−projection）によって患者の
周りの一組の視点位置において得られる投影データの収
集に常に基づくものである。一般的なアプローチの詳細
な議論については、例えば、キース ジュニア（Keyes
Jr.）の「核医学における計算断層撮影法（Computed to
mography in nuclear medicine）」を参照されたい。バ
ックプロジェクション中の投影線の正確な後戻りは、良
好な画像解像度および品質を保証するためには本質的な
ものである。ECTのオペレーションにおいて、画像品質
の主な劣化は収集されたデータの実際の光子通路とバッ
クプロジェクション中にトレースされたそれらの通路と
の間の偏位により引き起こされる。
タイプとは無関係に、再構成アルゴリズムは、コンピュ
ータによる回転検出装置およびデータの引続くバック−
プロジェクション（back−projection）によって患者の
周りの一組の視点位置において得られる投影データの収
集に常に基づくものである。一般的なアプローチの詳細
な議論については、例えば、キース ジュニア（Keyes
Jr.）の「核医学における計算断層撮影法（Computed to
mography in nuclear medicine）」を参照されたい。バ
ックプロジェクション中の投影線の正確な後戻りは、良
好な画像解像度および品質を保証するためには本質的な
ものである。ECTのオペレーションにおいて、画像品質
の主な劣化は収集されたデータの実際の光子通路とバッ
クプロジェクション中にトレースされたそれらの通路と
の間の偏位により引き起こされる。
所望の平面画像または断面Ｘ線図を作り出すために用い
られる再構成アルゴリズムの具体的なタイプとは関係無
く、その枝法はカメラヘッドが常に予期通路に沿って移
動することを保証する。しかし、実際には検出装置の現
実の通路は予期通路から偏位するので、各カメラ視野に
おけるその位置は、大部分は検出装置支持システムにお
ける機械的屈曲に起因して、またより少ない程度におい
ては電子画像平面のずれに起因して若干のオフセットを
示すことになる。これはカメラの光電子増倍管作用中の
僅かな不一致により引き起こされ、この作用は検出装置
面と地球／大気磁界との間の様々な位置関係から生ずる
ものである。これらの偏位は大部分無視されて再構成さ
れるイメージ中に誤差をもたらす。
られる再構成アルゴリズムの具体的なタイプとは関係無
く、その枝法はカメラヘッドが常に予期通路に沿って移
動することを保証する。しかし、実際には検出装置の現
実の通路は予期通路から偏位するので、各カメラ視野に
おけるその位置は、大部分は検出装置支持システムにお
ける機械的屈曲に起因して、またより少ない程度におい
ては電子画像平面のずれに起因して若干のオフセットを
示すことになる。これはカメラの光電子増倍管作用中の
僅かな不一致により引き起こされ、この作用は検出装置
面と地球／大気磁界との間の様々な位置関係から生ずる
ものである。これらの偏位は大部分無視されて再構成さ
れるイメージ中に誤差をもたらす。
この種の誤差は一般に不可避である。しかしそれにも拘
らず、それらの誤差はどんな特定装置中の偏位量をも測
定できるので予測可能であることが判明している。偏位
量は視野位置の関数として変動するが、それらの誤差は
長期間に及ぶ回転においては、相対的に一定となる傾向
がある。
らず、それらの誤差はどんな特定装置中の偏位量をも測
定できるので予測可能であることが判明している。偏位
量は視野位置の関数として変動するが、それらの誤差は
長期間に及ぶ回転においては、相対的に一定となる傾向
がある。
我々は撮影ごとに予め測定された各視野位置におけるx,
y方向のオフセット量により各ガンマ線カメラの撮影位
置を偏位させることによって、各回転角における予期位
置からの回転ガンマ線カメラの実際の検出装置位置にお
ける偏位について修正する方法を発明した。本方法の適
用はガンマ線カメラの較正（calibration）を包含し、
これは複数個の視野についてのｘおよびｙオフセット値
を含む対の値の組を生成させる工程と、対応する視野に
ついて予め測定された適切なオフセット値により各撮影
によって検出された位置誤差をリアルタイムに改める工
程とを包含するものである。
y方向のオフセット量により各ガンマ線カメラの撮影位
置を偏位させることによって、各回転角における予期位
置からの回転ガンマ線カメラの実際の検出装置位置にお
ける偏位について修正する方法を発明した。本方法の適
用はガンマ線カメラの較正（calibration）を包含し、
これは複数個の視野についてのｘおよびｙオフセット値
を含む対の値の組を生成させる工程と、対応する視野に
ついて予め測定された適切なオフセット値により各撮影
によって検出された位置誤差をリアルタイムに改める工
程とを包含するものである。
第１図に示す装置は「オメガ（Omega）500」という名称
の下に市販される〔オハイオ州44139、ソウロンの「テ
クニケア・コーポレイション（Technicare Corporatio
n）」〕先行技術に係るECT核カメラ（nuclear camera）
装置である。「オメガ500」の詳細な説明はブラドコビ
ッチ他の米国特許第4,426,578号中に示されており、こ
の明細書はここに参考として引用するものとする。簡単
にいえば、核カメラは断層撮影法の検討のために固定的
に保持されるベース部材10を含んで成っている。ベース
部材10にはキャリア部材20が取付けられており、これは
長軸ｘの周囲で回転自在である。キャリア部材20は釣合
せＣ字形支持部材またはＣ字形アーム30の一端はヨーク
40中に終結しており、これにはシンチレーション検出装
置またはカメラヘッド50が枢着されている。Ｃ字形アー
ム30の他端には釣合せ重り60が取付けられている。診断
を受ける患者は、手術台80に固定されている片持ばり患
者支持台70上に横たえられる。作動を説明すると、シン
チレーション検出装置50は、この検出装置と患者との間
ならびにカメラの回転中は患者支持台との間に空隙を許
容しながらできるだけ患者に近接して配置され、そして
一般に円形である規定された通路に沿って患者の周りで
回転される。データは複数個の視点によって、あるいは
典型的には電動式機構によってカメラヘッドが患者の周
りで連続的に回転されることにより得られる。カメラの
核視野位置から収集されたデータは引き続いて関連ディ
ジタル計算機（図示せず）により再構成され、そして患
者の所望の平面的断面の断層撮影イメージが生成され
る。検出装置ヘッドの回転半径はキャリア部材20に関連
してＣ字形アーム30を移動させることにより調節可能で
ある。
の下に市販される〔オハイオ州44139、ソウロンの「テ
クニケア・コーポレイション（Technicare Corporatio
n）」〕先行技術に係るECT核カメラ（nuclear camera）
装置である。「オメガ500」の詳細な説明はブラドコビ
ッチ他の米国特許第4,426,578号中に示されており、こ
の明細書はここに参考として引用するものとする。簡単
にいえば、核カメラは断層撮影法の検討のために固定的
に保持されるベース部材10を含んで成っている。ベース
部材10にはキャリア部材20が取付けられており、これは
長軸ｘの周囲で回転自在である。キャリア部材20は釣合
せＣ字形支持部材またはＣ字形アーム30の一端はヨーク
40中に終結しており、これにはシンチレーション検出装
置またはカメラヘッド50が枢着されている。Ｃ字形アー
ム30の他端には釣合せ重り60が取付けられている。診断
を受ける患者は、手術台80に固定されている片持ばり患
者支持台70上に横たえられる。作動を説明すると、シン
チレーション検出装置50は、この検出装置と患者との間
ならびにカメラの回転中は患者支持台との間に空隙を許
容しながらできるだけ患者に近接して配置され、そして
一般に円形である規定された通路に沿って患者の周りで
回転される。データは複数個の視点によって、あるいは
典型的には電動式機構によってカメラヘッドが患者の周
りで連続的に回転されることにより得られる。カメラの
核視野位置から収集されたデータは引き続いて関連ディ
ジタル計算機（図示せず）により再構成され、そして患
者の所望の平面的断面の断層撮影イメージが生成され
る。検出装置ヘッドの回転半径はキャリア部材20に関連
してＣ字形アーム30を移動させることにより調節可能で
ある。
先行技術によるECT核カメラの他の例は第２図中に示さ
れている。本発明の原理は第２図に示されるような装置
にも同様に適用可能であるが、以下の説明は第１図の装
置に関連するものである。第１図に示す装置において、
検出装置ヘッド50は「アンガー（anger）」カメラであ
り、このものは大きな平坦長方形視検面（viewing fac
e）52を規定する長方形よう化ナトリウム結晶を包含し
ている。カメラヘッド50内の結晶の後方に位置している
のはガラス窓および55PMTの集成装置である。作動につ
いて述べると、カメラヘッド50は、平坦フェース52の中
間点が一般に円形通路を規定するように患者の周囲で回
転される。この方法により、第３図に図式的に示される
ように平坦検出装置フェース52は、診断される対象物の
いたる所の視野によってデータを収集し、すなわちガン
マ線の事象を検出する。ガンマ線カメラヘッド50の回転
は非常に大きな質量を内包するので、支持体構造、特に
Ｃ字形アーム30はキャリア部材20がｘ軸の周りに回転さ
れるとき、変動量によって屈曲する。この屈曲が現れる
と、平坦フェース52によって横切られる通路は第３図中
の想像円Ｃにより表わされる純粋な円筒形の通路から偏
位する。12時の位置を示す仮定の取り決めを用いると、
第３図は理想的に配置された12時の位置における平坦フ
ェース52を示している。しかし４時の位置、すなわち約
120゜の位置で、平坦フェース52は長軸ｘの方向に沿う
増分によってずれていることを示している。従って、４
時の位置において収集されたデータを12時の位置で収集
されたデータと組合わせると、２組のデータの投影が一
致しないことになるので、不鮮明誤差が導入されること
になるのが理解できる。同様に、第３図は８時の位置、
すなわち約240℃における平坦フェース52は、それが仮
想の長方形52′により示される場所に位置すべきなの
で、軸方向においては何らの偏位を示さないが、回転軸
すなわちｙ方向から若干ずれていることを示す。
れている。本発明の原理は第２図に示されるような装置
にも同様に適用可能であるが、以下の説明は第１図の装
置に関連するものである。第１図に示す装置において、
検出装置ヘッド50は「アンガー（anger）」カメラであ
り、このものは大きな平坦長方形視検面（viewing fac
e）52を規定する長方形よう化ナトリウム結晶を包含し
ている。カメラヘッド50内の結晶の後方に位置している
のはガラス窓および55PMTの集成装置である。作動につ
いて述べると、カメラヘッド50は、平坦フェース52の中
間点が一般に円形通路を規定するように患者の周囲で回
転される。この方法により、第３図に図式的に示される
ように平坦検出装置フェース52は、診断される対象物の
いたる所の視野によってデータを収集し、すなわちガン
マ線の事象を検出する。ガンマ線カメラヘッド50の回転
は非常に大きな質量を内包するので、支持体構造、特に
Ｃ字形アーム30はキャリア部材20がｘ軸の周りに回転さ
れるとき、変動量によって屈曲する。この屈曲が現れる
と、平坦フェース52によって横切られる通路は第３図中
の想像円Ｃにより表わされる純粋な円筒形の通路から偏
位する。12時の位置を示す仮定の取り決めを用いると、
第３図は理想的に配置された12時の位置における平坦フ
ェース52を示している。しかし４時の位置、すなわち約
120゜の位置で、平坦フェース52は長軸ｘの方向に沿う
増分によってずれていることを示している。従って、４
時の位置において収集されたデータを12時の位置で収集
されたデータと組合わせると、２組のデータの投影が一
致しないことになるので、不鮮明誤差が導入されること
になるのが理解できる。同様に、第３図は８時の位置、
すなわち約240℃における平坦フェース52は、それが仮
想の長方形52′により示される場所に位置すべきなの
で、軸方向においては何らの偏位を示さないが、回転軸
すなわちｙ方向から若干ずれていることを示す。
どんな与えられた視野に関しても、平坦フェース52は検
出装置平面の表示枠内のｘおよびｙ方向の一方または双
方においてずれを有することになる。従って、例えば第
４図に示すように０度をとる、参照数字100で示される
仮想枠は適切に整列しており、一方、一度をとる枠101
はｘ方向において量Δxiの偏位すなわちオフセット、そ
してｙ方向におけるΔyiのオフセットを有することにな
る。一般に角度θiをとる枠ｉに関して、オフセットは
ｘ方向においてΔxi、そしてｙ方向においてΔyiとな
る。従って、第４図の図示によって視覚的に認識できる
ように、１組の視野から収集された投影データは一致し
なくなり、その結果誤差が再構成イメージ中に導入され
ることになる。理想的には、視野の組からの凡ゆる投影
データの組は第５図に示すように、整列されて現れるべ
きである。
出装置平面の表示枠内のｘおよびｙ方向の一方または双
方においてずれを有することになる。従って、例えば第
４図に示すように０度をとる、参照数字100で示される
仮想枠は適切に整列しており、一方、一度をとる枠101
はｘ方向において量Δxiの偏位すなわちオフセット、そ
してｙ方向におけるΔyiのオフセットを有することにな
る。一般に角度θiをとる枠ｉに関して、オフセットは
ｘ方向においてΔxi、そしてｙ方向においてΔyiとな
る。従って、第４図の図示によって視覚的に認識できる
ように、１組の視野から収集された投影データは一致し
なくなり、その結果誤差が再構成イメージ中に導入され
ることになる。理想的には、視野の組からの凡ゆる投影
データの組は第５図に示すように、整列されて現れるべ
きである。
このようにして、バック・プロジェクション中に仮想通
路を正確になぞるために、検出装置の表示枠内で収集さ
れたシンチレーション事象の各座標（x,y）は下記の関
係式： ｘ′＝ｘ＋Δｘ（θ） ｙ′＝ｙ＋Δｙ（θ） （ただし、Δｘ（θ）は視点からの角度θに関するｘ方
向におけるオフセットを示し、そしてΔｙ（θ）は同じ
角度θに関するｙ方向におけるオフセットを示す）によ
る投影データの表示枠内の（ｘ′,y′）座標に変換され
るべきである。
路を正確になぞるために、検出装置の表示枠内で収集さ
れたシンチレーション事象の各座標（x,y）は下記の関
係式： ｘ′＝ｘ＋Δｘ（θ） ｙ′＝ｙ＋Δｙ（θ） （ただし、Δｘ（θ）は視点からの角度θに関するｘ方
向におけるオフセットを示し、そしてΔｙ（θ）は同じ
角度θに関するｙ方向におけるオフセットを示す）によ
る投影データの表示枠内の（ｘ′,y′）座標に変換され
るべきである。
実際の操作に際して、第７図に示すような参照テーブル
はその全身通路を表わすそれぞれの特定の機械について
先ず作り出される。これらの較正値を作り出すための方
法の一例を下記に示すことにするが、特定の方法は用い
られる特定の装置によって左右される容易さと便利さに
より決定されるべきである。一度較正値が作られると、
それらは記憶メモリー領域内に記憶される。次に各角度
θにおいてデータ収集に先立ってｘ（θ）,y（θ）オフ
セットの適合対がメモリーから回収され、そして２台の
レジスタR1およびR2中に記憶される。用いられる視野の
数が参照テーブルに関して作り出されるオフセットペア
・エントリー（offsetpair entry）の数よりも大きくな
ると、この種の各中間視野のオフセットペアは参照テー
ブル中の有効な値から書き込まれる。次いで、データ収
集の間、ｘおよびｙ座標により検出装置フェース52上で
検出される各シンチレーション事象のロケーションは投
影座標（ｘ′,y′）に対し、下記の関係式： ｘ′＝ｘ＋R1 ｙ′＝ｙ＋R2 （ただし、R1は上記したように、その事象が検出される
ときの検出装置の角度θに関するｘオフセットであり、
そしてR2は同一角度についてのｙ方向におけるオフセッ
トである）に従ってカメラ内にリアルタイムでディジタ
ル的に変換される。
はその全身通路を表わすそれぞれの特定の機械について
先ず作り出される。これらの較正値を作り出すための方
法の一例を下記に示すことにするが、特定の方法は用い
られる特定の装置によって左右される容易さと便利さに
より決定されるべきである。一度較正値が作られると、
それらは記憶メモリー領域内に記憶される。次に各角度
θにおいてデータ収集に先立ってｘ（θ）,y（θ）オフ
セットの適合対がメモリーから回収され、そして２台の
レジスタR1およびR2中に記憶される。用いられる視野の
数が参照テーブルに関して作り出されるオフセットペア
・エントリー（offsetpair entry）の数よりも大きくな
ると、この種の各中間視野のオフセットペアは参照テー
ブル中の有効な値から書き込まれる。次いで、データ収
集の間、ｘおよびｙ座標により検出装置フェース52上で
検出される各シンチレーション事象のロケーションは投
影座標（ｘ′,y′）に対し、下記の関係式： ｘ′＝ｘ＋R1 ｙ′＝ｙ＋R2 （ただし、R1は上記したように、その事象が検出される
ときの検出装置の角度θに関するｘオフセットであり、
そしてR2は同一角度についてのｙ方向におけるオフセッ
トである）に従ってカメラ内にリアルタイムでディジタ
ル的に変換される。
カメラヘッドの回転を円形にしようとするときは、カメ
ラフェース52の中心の期待通路は所定の半径により規制
される。しかし、異なったサイズの患者に適合させるた
め、「オメガ500」のようなこの種のECT装置における回
転半径はオペレータにより選択可能となっている。別の
参照テーブルを選定した半径について作り出すことがで
きる。さらに、非円形通路におけるカメラヘッドのトラ
バースを得て、それによりカメラと、一般にその断面周
縁が円形というよりはむしろ楕円形である光子放射して
いる患者との間で最小距離を連続的に維持するために改
良された解像度が望ましいものである。この種の各所定
通路はデータ収集視野の組全体を通じて予想誤差を有す
ることになり、そして一般に参照テーブルは各通路につ
いて作り出すことができる。この種の表の数は問題の困
難さと、或る選択可能な通路から他のものへの視野に関
する計算された座標シフト中の差異によって左右される
ことになる。
ラフェース52の中心の期待通路は所定の半径により規制
される。しかし、異なったサイズの患者に適合させるた
め、「オメガ500」のようなこの種のECT装置における回
転半径はオペレータにより選択可能となっている。別の
参照テーブルを選定した半径について作り出すことがで
きる。さらに、非円形通路におけるカメラヘッドのトラ
バースを得て、それによりカメラと、一般にその断面周
縁が円形というよりはむしろ楕円形である光子放射して
いる患者との間で最小距離を連続的に維持するために改
良された解像度が望ましいものである。この種の各所定
通路はデータ収集視野の組全体を通じて予想誤差を有す
ることになり、そして一般に参照テーブルは各通路につ
いて作り出すことができる。この種の表の数は問題の困
難さと、或る選択可能な通路から他のものへの視野に関
する計算された座標シフト中の差異によって左右される
ことになる。
較正 各角度θについてｙオフセット値を作り出す好ましい方
法は、各視点からの視野内に配置された出所からのポイ
ント・スプレッド関数（point spread function）PSF、
すなわち点応答の相関関係のデータ収集を必要とする。
換言すれば、各視点からの角度θにおける単一点乃至イ
ンパルスに対する装置の応答を必要とする。一般に或る
装置のPSFまたはインパルス応答関数はポイントインパ
ルスを知ることに応答して装置により生成される有限の
幅を有する得られたビームである。偶発的に、PSFの組
の図心は検出装置座標のシフト情報をもたらす。
法は、各視点からの視野内に配置された出所からのポイ
ント・スプレッド関数（point spread function）PSF、
すなわち点応答の相関関係のデータ収集を必要とする。
換言すれば、各視点からの角度θにおける単一点乃至イ
ンパルスに対する装置の応答を必要とする。一般に或る
装置のPSFまたはインパルス応答関数はポイントインパ
ルスを知ることに応答して装置により生成される有限の
幅を有する得られたビームである。偶発的に、PSFの組
の図心は検出装置座標のシフト情報をもたらす。
（x1,y1）（x2,y2）…（xi,yi）…（xn,yn）が角度
θ1，θ2，…θ1，…θnにおける図心であると仮定すれ
ば、yi組平均値（）および各角度における平均値から
のyi偏位を計算することによってｙ方向における軸のシ
フトは次のように得られる。
θ1，θ2，…θ1，…θnにおける図心であると仮定すれ
ば、yi組平均値（）および各角度における平均値から
のyi偏位を計算することによってｙ方向における軸のシ
フトは次のように得られる。
上の計算は全ての角度PDF図心がにおいて、 yi＋θyi＝yi＋−yi＝ のように配置されることを保証する。
トラバース、すなわち各角度におけるｘ方向のシフトも
また、各角度（θ1，θ2、…θn）における点出所図心
データ（point source centraid data）（x1，x2，…
xn）から、平行ビームイメージングに関して角度による
期待出所位置変動が全く支持構造体の屈曲を伴わないシ
ヌソイドであるという事実に基づいて得ることができ
る。もし点出所が回転軸から離れて配置されれば、屈曲
のみられない場合の各角度における回転軸からの距離は
式： xi 0＝Ｓ・cosθi＋ｕ・sinθi （ただし、Ｓおよびｕはトラバース面内の回転軸を中心
とする所定直交座標において測定される距離である）に
より与えられる。輪郭から測定される収集された図心の
距離を仮定すれば、中間点はxi 1である。次にｘオフセ
ットはそれらの偏位Δxiにより得られる。
また、各角度（θ1，θ2、…θn）における点出所図心
データ（point source centraid data）（x1，x2，…
xn）から、平行ビームイメージングに関して角度による
期待出所位置変動が全く支持構造体の屈曲を伴わないシ
ヌソイドであるという事実に基づいて得ることができ
る。もし点出所が回転軸から離れて配置されれば、屈曲
のみられない場合の各角度における回転軸からの距離は
式： xi 0＝Ｓ・cosθi＋ｕ・sinθi （ただし、Ｓおよびｕはトラバース面内の回転軸を中心
とする所定直交座標において測定される距離である）に
より与えられる。輪郭から測定される収集された図心の
距離を仮定すれば、中間点はxi 1である。次にｘオフセ
ットはそれらの偏位Δxiにより得られる。
Δxi＝（Ｓ・cosθi＋ｕ・sinθi）−xi 1 （ただし、Ｓおよびｕは式： で与えられるxi 1（θ）組のフーリエ級数における第１
調和成分をとることにより得られる）。
調和成分をとることにより得られる）。
もし、S,uが真の値から僅かな誤差を有していれば、平
行光線再構成に対する、その単なる効果は相当する誤差
量によるS,u方向におけるイメージシフトである。
行光線再構成に対する、その単なる効果は相当する誤差
量によるS,u方向におけるイメージシフトである。
上記の好ましい実施態様の説明は各シンチレーションカ
メラのロケーションを修正するための、事象ごとの基準
による純粋にディジタル的なアプローチを示している。
選択的には角度θにおいては収集される全ての事象を、
たとえば上記の較正技法によりｘおよびｙ両方向におけ
るその角度θについて計算される図心シフトの量によっ
てシフトさせることができる。また、この修正工程は、
各非円形通路について、１回ずつ行ってもよい。
メラのロケーションを修正するための、事象ごとの基準
による純粋にディジタル的なアプローチを示している。
選択的には角度θにおいては収集される全ての事象を、
たとえば上記の較正技法によりｘおよびｙ両方向におけ
るその角度θについて計算される図心シフトの量によっ
てシフトさせることができる。また、この修正工程は、
各非円形通路について、１回ずつ行ってもよい。
第１図は回転半径の調整をもたらす可動釣合せＣ字形ア
ームにより支持される回転可能カメラヘッドを特徴とし
ている先行技術によるECT装置を示す図式的斜視図、第
２図は円形フレーム内に傾斜可能に装着された一対の細
長フレーム部材により支持され、その場合前記フレーム
部材の傾斜の度合いがカメラヘッドおよび回転軸間の半
径方向距離を規制する回転可能カメラヘッドにより特徴
づけられている、他の先行技術によるECT装置を示す図
式的斜視図、第３図は想像線において第１図の検出装置
ヘッドの平坦フェースの理想的円筒形通路を示し、また
３箇所の角ロケーションにおける前記検出装置ヘッドの
フェースのロケーションについてのｘおよびｙ両方向の
偏位を示す図式的幾何学図、第４図は第３図に示したよ
うな偽の通路に関する検出装置ヘッドのロケーションに
おける偏位により導入された、一致を欠いて例示される
１組の平坦イメージを示す図式的説明図、第５図は一致
するデータの投影を示す第４図に類似する説明図、第６
図は本発明による修正方法を示す図式的フローチャー
ト、そして第７図は第６図に概略示した目盛り定めフェ
ーズ中に作成された参照テーブルを示す図である。 30…Ｃ字形支持部材、50…シンチレーション検出装置、
52…よう化ナトリウム結晶。
ームにより支持される回転可能カメラヘッドを特徴とし
ている先行技術によるECT装置を示す図式的斜視図、第
２図は円形フレーム内に傾斜可能に装着された一対の細
長フレーム部材により支持され、その場合前記フレーム
部材の傾斜の度合いがカメラヘッドおよび回転軸間の半
径方向距離を規制する回転可能カメラヘッドにより特徴
づけられている、他の先行技術によるECT装置を示す図
式的斜視図、第３図は想像線において第１図の検出装置
ヘッドの平坦フェースの理想的円筒形通路を示し、また
３箇所の角ロケーションにおける前記検出装置ヘッドの
フェースのロケーションについてのｘおよびｙ両方向の
偏位を示す図式的幾何学図、第４図は第３図に示したよ
うな偽の通路に関する検出装置ヘッドのロケーションに
おける偏位により導入された、一致を欠いて例示される
１組の平坦イメージを示す図式的説明図、第５図は一致
するデータの投影を示す第４図に類似する説明図、第６
図は本発明による修正方法を示す図式的フローチャー
ト、そして第７図は第６図に概略示した目盛り定めフェ
ーズ中に作成された参照テーブルを示す図である。 30…Ｃ字形支持部材、50…シンチレーション検出装置、
52…よう化ナトリウム結晶。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (56)参考文献 特開 昭60−207082（ＪＰ，Ａ)
Claims (4)
- 【請求項１】平坦フェースを含む検出装置ヘッドを有す
る回転シンチレーションカメラ装置であって、前記フェ
ース上の各点は表示枠内のｘおよびｙ座標により定義さ
れ、前記ヘッドは長軸の周りの所定の通路において回転
可能であり、前記所定の通路に関して前記ヘッドの実際
の回転通路との固有の偏位によって、放射計算断層撮影
中に得られる予想可能な誤差を修正する方法であって、 ａ）前記カメラ装置の視野に関し前記平坦フェースのｘ
およびｙ方向における固有の偏位を測定することにより
前記装置を修正し、一対のｘおよびｙの偏位値がそれぞ
れのカメラ視野について計算されるように前記測定を複
数個の視野について反復する工程と、 ｂ）前記の視野のそれぞれについてｘおよびｙの偏位値
をメモリー内に記憶させる工程と、 ｃ）前記検出装置ヘッドが前記長軸の周りに回転される
ときそれぞれの撮影位置でのシンチレーション事象を表
している放射データが収集される工程と、 ｄ）前記視野における各シンチレーション事象位置誤差
を、前記視野に関するメモリー内に記憶されたｘおよび
ｙの偏位値によってｘおよびｙ座標中の検出位置を改め
ることにより修正する工程 とを備えた方法。 - 【請求項２】ｙの偏位を測定する前記修正工程が、それ
ぞれの視野における前記回転シンチレーションカメラ装
置の前記固有の偏位によって生じる座標のシフト情報と
してデータを収集する工程を含む特許請求の範囲第１項
記載の方法。 - 【請求項３】前記修正工程が前記シンチレーション事象
ごとにリアルタイムに行われる特許請求の範囲第１項記
載の方法。 - 【請求項４】前記検出装置ヘッドの回転に関する前記所
定の通路は予め選定された半径を有する円であり、また
前記修正工程が異なった半径を有する各円について１回
ずつ行われる特許請求の範囲第１項記載の方法。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US621418 | 1984-06-18 | ||
| US06/621,418 US4582995A (en) | 1984-06-18 | 1984-06-18 | Spatial registration correction for rotational gamma cameras |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS6113170A JPS6113170A (ja) | 1986-01-21 |
| JPH0679066B2 true JPH0679066B2 (ja) | 1994-10-05 |
Family
ID=24490104
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP60130093A Expired - Lifetime JPH0679066B2 (ja) | 1984-06-18 | 1985-06-17 | シンチレーシヨンカメラの誤差修正方法 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4582995A (ja) |
| JP (1) | JPH0679066B2 (ja) |
| DE (1) | DE3521293C2 (ja) |
| NL (1) | NL8501700A (ja) |
Families Citing this family (17)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2653443B2 (ja) * | 1987-09-18 | 1997-09-17 | 株式会社東芝 | ガンマカメラ感度補正装置 |
| WO1991000048A2 (en) * | 1989-06-30 | 1991-01-10 | Kaplan H Charles | Transmission/emission registered image (teri) computed tomography scanners |
| US5173608A (en) * | 1990-02-23 | 1992-12-22 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Method for correcting positional shift of gamma camera apparatus and positional shift correcting apparatus thereof |
| US5289008A (en) * | 1992-06-10 | 1994-02-22 | Duke University | Method and apparatus for enhanced single photon computed tomography |
| JPH07218637A (ja) * | 1994-01-31 | 1995-08-18 | Shimadzu Corp | エミッションｃｔ装置 |
| US5453610A (en) * | 1994-05-20 | 1995-09-26 | Summit World Trade Corporation | Electronic gain control for photomultiplier used in gamma camera |
| US5512755A (en) * | 1994-05-20 | 1996-04-30 | Summit World Trade Corp. | Gamma camera device |
| US5528042A (en) * | 1995-06-14 | 1996-06-18 | Siemens Medical Systems, Inc. | Retrospectively determining the center of rotation of a scintillation camera detector from SPECT data acquired during a nuclear medicine study |
| US6664542B2 (en) * | 2001-12-20 | 2003-12-16 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Gamma camera error correction using multiple point sources |
| US6947786B2 (en) * | 2002-02-28 | 2005-09-20 | Surgical Navigation Technologies, Inc. | Method and apparatus for perspective inversion |
| US6740881B2 (en) | 2002-09-20 | 2004-05-25 | Siemens Medical Solutions Usa | Anisotropic transfer function for event location in an imaging device |
| US7071474B2 (en) * | 2002-12-20 | 2006-07-04 | Board Of Regents, The University Of Texas System | Methods and apparatus for tuning scintillation detectors |
| US7531807B2 (en) * | 2006-01-19 | 2009-05-12 | Ge Medical Systems Israel, Ltd. | Methods and systems for automatic body-contouring imaging |
| JP2007205980A (ja) * | 2006-02-03 | 2007-08-16 | Shimadzu Corp | 核医学診断装置 |
| JP2007212295A (ja) * | 2006-02-09 | 2007-08-23 | Shimadzu Corp | 核医学診断装置 |
| US9042679B2 (en) * | 2012-06-06 | 2015-05-26 | Apple Inc. | Projection-based image registration |
| KR102665771B1 (ko) * | 2019-03-08 | 2024-05-14 | (주)바텍이우홀딩스 | 엑스선 영상촬영장치 |
Family Cites Families (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4216381A (en) * | 1979-05-10 | 1980-08-05 | General Electric Company | Structure for emission tomography scintillation camera |
| US4426578A (en) * | 1980-10-08 | 1984-01-17 | Technicare Corporation | Support structure for rotatable scintillation detector |
| US4503331A (en) * | 1982-04-21 | 1985-03-05 | Technicare Corporation | Non-circular emission computed tomography |
| US4501011A (en) * | 1982-09-22 | 1985-02-19 | General Electric Company | Angulating lateral fluoroscopic suspension |
-
1984
- 1984-06-18 US US06/621,418 patent/US4582995A/en not_active Expired - Lifetime
-
1985
- 1985-06-12 NL NL8501700A patent/NL8501700A/nl not_active Application Discontinuation
- 1985-06-13 DE DE3521293A patent/DE3521293C2/de not_active Expired - Fee Related
- 1985-06-17 JP JP60130093A patent/JPH0679066B2/ja not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| NL8501700A (nl) | 1986-01-16 |
| DE3521293C2 (de) | 1994-02-03 |
| DE3521293A1 (de) | 1985-12-19 |
| US4582995A (en) | 1986-04-15 |
| JPS6113170A (ja) | 1986-01-21 |
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