JPH0317111B2 - - Google Patents

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JPH0317111B2
JPH0317111B2 JP57205359A JP20535982A JPH0317111B2 JP H0317111 B2 JPH0317111 B2 JP H0317111B2 JP 57205359 A JP57205359 A JP 57205359A JP 20535982 A JP20535982 A JP 20535982A JP H0317111 B2 JPH0317111 B2 JP H0317111B2
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signal
circuit
centroid
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quantum
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JP57205359A
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JPS58132678A (ja
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Daburu Gurotsuku Maaku
Teii Roodesu Jeemusu
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Siemens Corp
Original Assignee
Siemens Corp
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Publication date
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Publication of JPH0317111B2 publication Critical patent/JPH0317111B2/ja
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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
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/161—Applications in the field of nuclear medicine, e.g. in vivo counting
    • G01T1/164—Scintigraphy
    • G01T1/1641—Static instruments for imaging the distribution of radioactivity in one or two dimensions using one or several scintillating elements; Radio-isotope cameras
    • G01T1/1648—Ancillary equipment for scintillation cameras, e.g. reference markers, devices for removing motion artifacts, calibration devices

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  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
  • Nuclear Medicine (AREA)

Description

【発明の詳細な説明】
(i) 発明の関連する技術分野 この発明はシンチレーシヨンカメラその他の放
射イメージング・デバイスにおいて対象物の動き
に基く像のぼけを打消すための動き補正方法とそ
の回路に関するものである。 (ii) 従来技術 放射イメージング装置は例えば人体器官の診断
の場合のように対象物体内の放射物質の分布を調
べる分析装置として広く使用されている。 この発明の対象となつている典型的な放射投像
装置はアンカー型のシンチレーシヨンカメラであ
るが、その基本原理は米国特許第3011057号明細
書に記載されている。この種のデバイスでは対象
物から放出された放射量子がシンチレーシヨン結
晶から成るトランスデユーサに当たりシンチレー
シヨン現象を引き起す。この現象はトランスデユ
ーサの背後に置かれた光検出器で検出され分析さ
れて多くの量子の相対的発生源空間位置を表わす
Ｘ、Ｙ位置座標が求められる。同時に現象のエネ
ルギー量も分析されてアンブランキング信号が作
られ、特定のエネルギー範囲内の現象が記録され
例えばオツシロスコープの陰極線管（CRT）上
に表示される。イメージング・デバイスに対する
位置座標信号とアンブランキング信号の発生のメ
カニズムはよく知られているもので例えば米国特
許第3984689号明細書に記載されている。 診断道具としての放射イメージング・デバイス
の有効性は対象物体内の放射物質の分布を忠実に
再現する能力に基いている。この能力を制限する
一つの因子は操作過程中対象物体例えば患者又は
人体器官が動くことである。CRT上へ投像する
場合この種の動きは望ましくない像のぼけを引き
起しその結果像の質を低下させる。CRTデイス
プレイは肝臓スキヤン、心臓機能検査等の診断目
的に広く使用されている。 放射イメージング過程中患者の動きによる効果
を低減させる試みには患者を静止させるための物
理的の拘束手段も含まれている。この種のデバイ
スは限定された価値のものであり、患者を不愉快
にし遂行され得る検査の形式を限定する。 動き補正のためのより受け入れ易い手段は補償
回路を使用して検出された放射現象から作られた
位置信号を正準化し対象物の動きの影響を打ち消
すことである。今迄に提案されているこの種の動
き補正方法は所望のエネルギー範囲内の現象を表
示するため対象物体の平均位置あるいはセントロ
イド位置を計算するものである。この位置信号は
計算で求められた対象物セントロイドのモニター
された移動に応じて対象物の動きについて補正さ
れる。 肝臓スキヤンに際して患者の呼吸に基くぼけを
デイジタル計算機を使用して補正する動き補正方
式はOppenheimがJ.Nucl.Med.，Vol.12、p.625
〜628、（1971）に発表している。この場合事象デ
ータが計算機のメモリマトリツクスに著積され
る。マトリツクスのメデイアン行は0.6秒のデー
タ集積期間毎に決定され、各マトリツクスはここ
でシフトされて総てのイメージフレームのメデイ
アン行が同じ位置に来るようになる。シフトされ
たデータ・フレームは合算されて合成されたイメ
ージを作り、そこでは対象物のメデイアン位置の
移動によるぼけの効果が最低になつている。この
操作は比較的手がかかり複雑であり操作時間を長
くする。 もつと便利であり手のかからない動き補正方法
はHofferが提案したもので米国特許第3780290号
明細書に記載されている。この提案による回路の
Ｘ座標信号を補正する部分の概略を第１図に示
す。Ｙ座標信号の補正にも同様な回路が使用され
ている。 第１図の公知例において到着したＸ座標信号は
演算増幅器Ａ１、コンデンサＣ１および二つの抵
抗Ｒ１を含む積分器に入れられる。この信号の大
きさが目的の放射事象のＸ軸上の位置を決定す
る。Ｘ軸の＋側に起つた事象に対応する正の値の
信号は積分用のコンデンサＣ１を充電し、−Ｘ側
に起つた事象に対応する負の値の信号はコンデン
サＣ１を逆極性に充電する。任意の時刻において
の積分コンデンサＣ１の電圧は積分器に集められ
たそれまでの事象分布の平均又はセントロイド位
置座標を表わす。演算増幅器Ａ２と抵抗RX、
ＲおよびＲ２を含む加算器は計算によつて求め
られたセントロイド位置信号を表示すべき各事象
の位置座標信号から差し引くことにより後に続く
位置信号を正常化するためのものである。一例と
して計算されたセントロイドが位置Ｘ＝０からＸ
＝２に動いたとすれば表示事象の位置座標信号の
Ｘ値から２が差し引かれモニター上には動きによ
つてぼかされない静止像が表示される。この方法
はイメージ時間を長くせずあるいは蓄積カウント
速度を低下させない点でデイジタル方式よりも勝
れている。 改良されたアナログ式補正回路がMckeighen
の論文（Phys.Med.Biol.，２、〔２〕、p.353−
362、1979）に記載されている。この種の既知例
を第２図に示す。第１図のHoffer回路と同様に
検出された事象の放射源分布のセントロイドの移
動は後続する事象の位置信号の正準化に利用され
る。増幅器Ａ１、コンデンサＣ１および抵抗Ｒ１
を含む積分器はストローブ信号に応じて閉結され
るスイツチSW１を含む形に改造されている。ス
トローブ信号は事象解析回路が作るアンブランキ
ング信号に対応するもので表示すべき事象に定め
られたエネルギー範囲内にある事象が検出された
とき常にスイツチSW１を閉結する。第２図に示
したセントロイド積分器は第１図のものよりも勝
れている。Hoffer回路では各事象が次の事象信
号が到達するまで積分器を充電する。従つて積分
器のドライブパルス幅は事象によつて異り、計数
速度に関係し、回路は計数速度に基いてセントロ
イドを推定する。これに対して第２図の回路では
計数速度に無関係に固定数の事象に基いて質量中
心を推定する。更に第２図の積分器のフイードバ
ツク抵抗Ｒ１はパルス間隔期間中コンデンサＣ１
を通してだけ接続され、パルスが積分器を充電し
ていない期間中フイードバツク抵抗によるコンデ
ンサの電荷の引出しを阻止する。 第２図の公知回路はセントロイドの最初の位置
を計算し保持するための第二積分器を含んでい
る。この初期位置保持回路は増幅器Ａ３、積分コ
ンデンサＣ３および抵抗Ｒ３から構成される。ス
イツチSW３はイメージング・デバイスの前面パ
ネルにおいて決定される一定の時間間隔中コンデ
ンサＣ３に位置信号を導くのに使用される。初期
位置保持回路は対象物体の初期位置のサンプリン
グに使用され以後の動きに無関係にそれをデイス
プレイ上の相対位置に保持する。このことはセン
トロイド位置が常にＸ＝０とされている第１図の
Hoffer回路に比べて勝れた点である。従つて第
２図の公知例は増幅器Ａ４と抵抗Ｒ４を含む入力
バツフアを含んでいる。 増幅器Ａ２と抵抗Ｒ２、RX、ＲXおよびＲX0か
ら構成される加算器は未補正位置信号からセント
ロイドの初期位置からの移動を差し引くことによ
つて未補正位置信号を調節する：XC＝Ｘ−（−
X0）。 上記の回路は総て表示された位置信号を補正す
るためのセントロイドの移動が表示信号自体の位
置の乱れに基いているという不利な点を持つてい
る。動き補正にセントロイドを利用することはセ
ントロイドが補正不能のフアクタの影響を受ける
ため望ましくないものである。その例は心臓検査
において患者の動きの補正に動きセントロイドを
利用することである。この場合中心は呼吸と本能
的の心臓収縮の影響を受けるがこれらはいずれも
補正に対して逆向きに作用する。心臓自体のねじ
れと回転（これは心臓のＺ軸方向の動きである）
はＸ−Ｙ面においての分布のセントロイドの計算
に干渉する。心電計ゲートに呼吸モニターを付加
してもこれらのひずみは完全には補償されない。 (iii) 発明の開示 この発明の目的は放射イメージング・デバイス
に対する改良された動き補正回路と改良された動
き補正方法を提供することである。 この発明の一つの面においては第一映像対象の
放射分布像のぼけを補正する方法として第一対象
物体に起つた第一エネルギー範囲の事象を表示す
るために作られた位置座標信号の補正に対して第
二の放射物体に起つた第二エネルギー範囲の事象
の位置座標信号から構成されたセントロイド位置
信号が使用される。 この発明の他の一面では動き補正を遂行する回
路としてセントロイド位置信号を作るため第二エ
ネルギー範囲内のイメージング対象事象の位置座
標信号を処理するセントロイド計算回路と作られ
たセントロイド位置信号を使つて第一エネルギー
範囲内のイメージング事象の位置座標信号を補正
する補正回路を含むものが提案される。後で詳細
に説明する有利な実施例においてはアンガー型の
シンチカメラを使用して行なう心臓機能検査の分
野において患者の血液流にエネルギー１の放射性
ダイを注射して心臓を通過したダイを、患者の胸
にとりつけたホルダーに収めたエネルギー２の点
線源によつて起る事象に対して計算されたセント
ロイド位置信号を使用して集める方法が提案され
ている。この方法を実施する有利な回路はアナロ
グ型の動き補正回路形式のものであり、入力バツ
フアとゲート付セントロイド積分器と初期セント
ロイド位置保持回路の外セントロイド積分器と初
期位置保持回路のコンデンサをエネルギー２の点
線源に対応するエネルギー窓内に入る事象に際し
て充電する加算器を含んでいる。 この発明の主要な目的と特徴と利点を一般的に
要約した上記の説明は以下に述べる詳細な記述の
理解を助けこの発明の技術上の貢献を明らかにす
るものである。この発明には当然上記以外の付加
事項も含まれているがそれらについても詳細に説
明する。関係分野の専門家はこの発明の基礎とな
る概念がこの発明の目的を達成するための種々の
装置の設計の基礎となり得ることを高く評価する
であろう。従つてこの発明はその精神と範囲から
逸脱しない限り各種の構成を許すことを重視しな
ければならない。 (iv) 発明の実施例 第３図にこの発明による動き補正回路を組み込
んだアンガー型シンチレーシヨンカメラ１０を示
す。例えば血液流に注射されて患者１４の器官例
えば心臓内に分布した放射性のダイが検出ヘツド
１２によつて検出される。ダイが放出する放射量
子は検出ヘツド１２内に置かれた結晶にシンチレ
ーシヨン現象を引き起し光電増倍管のアレイによ
つてモニタされ、光電増倍管の出力は統計的に解
析されて、Ｘ、Ｙ位置座標信号とCRTアンブラ
ンキング信号となる。これらの信号は検出ヘツド
に接続された表示コンソール１８に設けられた
CRTオツシロスコープデイスプレイ１６上にダ
イの分布図を表示するのに使用される。光電増倍
管の出力を解析する回路はエネルギーが特定の第
一エネルギー範囲内にある現象だけが表示される
ようにアンブランキング信号を発生する在来型の
第一エネルギー窓アナライザを含んでいる。 患者１４に摂取された同位元素とは異るエネル
ギーを持つ放射性同位元素の一定量が患者の胸部
の上にとりつけられた容器２０に入れられてい
る。容器２０内のこの同位元素は放射点源とな
る。この点源は患者の胸部に固定されているから
患者の動きはこの点源の動きによつてモニタする
ことができる。点源から放出された放射量子は患
者の心臓内に分布したダイからの放射量子と同様
にカメラ１０の結晶に当たる。しかし点源の放射
線によつて引き起された現象は表示されることは
ない。点源放射線によつて作られたＸ、Ｙ位置座
標信号は点源のセントロイドの位置の計算に使用
される。点線源現象はカメラ１０の回路中に含ま
れる在来型の第二エネルギー窓アナライザを使用
して同定される。このアナライザは容器２０内の
同位元素の放射線に対応する第二特定エネルギー
範囲のエネルギーを持つ現象に応じてゲート信号
を発生する。 Ｘ、Ｙ位置座標信号、アンブランキング信号お
よびエネルギー窓用のゲート信号を発生するカメ
ラ１０の回路の詳細は例えば米国特許第3984689
号明細書に記載されていてよく知られている。し
かしこの明細書に記載されているのは不連続エネ
ルギー帯内のエネルギーを持つ現象に応じてゲー
ト信号を発生するエネルギー窓アナライザであつ
て二種類の同位元素を使用する測定には適用され
ない。この種の回路を備えたシンチレーシヨン・
カメラは市販されていて容易に入手することがで
きる。 第４図にこの発明の一つの実施例をアンガーカ
メラ１０およびCRTデイスプレイ１６と共に示
す。 人体器管２２内に分布する同位体例えばTC−
99mから放出されたエネルギー１の放射量子Ｅ１
はカメラ１０内部のトランスデユーサ（シンチレ
ータ）に当たり電気パルスを発生する。カメラ１
０内に設けられた在来型の位置計算回路はこのパ
ルスを処理して入射量子の相対的発生位置を表わ
すＸ、Ｙ位置座標信号を作る。第一エネルギー窓
アナライザとしてのアナライザ回路WA１は入射
量子のエネルギーが特定の第一エネルギー範囲内
にあることを示す第一ゲート信号を発生する。カ
メラ１０に含まれる別の在来型回路はこの第一ゲ
ート信号を利用してCRTに対するアンブランキ
ング信号を発生する。このＸ、Ｙ位置座標信号と
CRTアンブランキング信号はそれぞれ米国特許
第3984689号明細書に記載されている“水平”、
“垂直”および“CRTゲート”信号に対応する。
アンガーカメラは第４図に示すようにスイツチ２
４，２５によつてCRTデイスプレイ１６に結ば
れるからスイツチ２４，２５が“Ａ”位置にあれ
ばＸ、Ｙ位置座標信号は未補正のままCRTデイ
スプレイ１６上に表示されるが、スイツチ２４，
２５が“Ｂ”位置にあるとデイスプレイ１６をコ
ントロールする位置座標信号とアンブランキング
信号が動き補正回路２８から導かれる。 例えばAn−241が使用されているエネルギー２
の点線源２６から放出された放射量子Ｅ２もアン
ガーカメラ１０において検出される。量子Ｅ１に
よる事象のＸ、Ｙ位置座標信号を発生した同じ電
子回路が点線源２６からの放射量子Ｅ２によつて
起された事象のX′、Y′位置座標信号の発生に使
用される。第二エネルギー窓アナライザとしての
アナライザ回路WA２は量子Ｅ２による第二エネ
ルギー範囲内の事象に対する第二ゲート信号を発
生する。アンガー・カメラの内部回路は通常スイ
ツチ２４，２５が“Ａ”位置にあり、CRTアン
ブランキング信号は第一ゲート信号だけから導か
れＸ、Ｙ位置信号だけが表示されるように調整さ
れているがその代りにCRTアンブランキング信
号が希望に応じて第一と第二のゲート信号から導
かれ、Ｘ、Ｙ位置座標信号とX′、Y′位置座標信
号の双方が事象のCRTデイスプレイ１６上の表
示に関係するように回路を調整することも可能で
ある。点線源２６は例えば解剖学上の標識（マー
カー）として使用することができる。 動き補正回路２８は第４図のブロツク図に示す
ように入力バツフア３０、セントロイド計算回路
３２、初期位置保持回路３４および加算回路３６
を含む、アンガー・カメラ１０の回路で作られた
未補正位置座標信号はバツフア３０の入力端に導
かれる。ストローブ・タイマー４０でコントロー
ルされるストローブ・スイツチ３８は選択された
エネルギー範囲の事象に対してバツフア３０の出
力端を事象セントロイド計算回路３２に接続す
る。計算機３２はスイツチ３８が閉じられている
とき入力バツフア３０からセントロイド計算回路
３２に送られた位置座標信号に基いてこれらの事
象のセントロイド位置を計算する。 初期位置保持回路３４は初期のセントロイド位
置を計算するものでスイツチ４４を閉結するホー
ルドトリガ４２によつてコントロールされる。 加算器３６の機能はセントロイド計算回路３２
によつて計算されたセントロイド位置と初期位置
保持回路３４によつて計算された初期セントロイ
ド位置信号に対応してアンガー・カメラ１０の電
子回路が作成した事象位置座標信号を補正するこ
とである。スイツチ２４が“Ｂ”位置にあり、ス
イツチ４６が“Ａ”位置にあるときアンブランキ
ング信号発生回路４８はCRTデイスプレイ１６
をコントロールするためのアンブランキング信号
を送り出す。 一対のスイツチ４９，５０は第一と第二のエネ
ルギー窓アナライザWA１，WA２が発生した第
一および第二ゲート信号のいずれがCRTデイス
プレイ１６のアンブランキングならびにセントロ
イド計算回路３２に位置座標信号を導くスイツチ
３８をコントロールするストローブ・タイマーと
をコントロールするかを決定する。スイツチ４
６，４９および５０が第４図に実線で示すように
“Ａ”位置にあるとき第一エネルギー範囲内にあ
る事象に対する補正された位置座標XC、YCが
CRTデイスプレイ１６上に表示され、その他の
事象は記録されない。換言すれば図に示されたス
イツチ位置においては身体器官内に分布したエネ
ルギー１の同位体の放出量子Ｅ１に対応して作ら
れたＸ、Ｙ位置座標信号が集められてエネルギー
２の同位体の点線源から放出された放射量子Ｅ２
によるX′、Y′位置座標信号から作られたセント
ロイド位置信号に基いて動きによる映像ぼけを消
去する。 スイツチ４６，４９および５０の他方の位置は
同じ回路を別の用途に使用することを可能にす
る。スイツチ４６を前と同じ“Ａ”位置に置き、
スイツチ４９と５０を“Ｂ”位置に移すと第二ア
ナライザWA２によつて作られた第二ゲート信号
を使用してアンブランキング信号発生回路４８を
動作させ、第一アナライザWA１によつて作られ
た第一ゲート信号を使用してストローブ・タイマ
ー４０を動作させることができる。即ちスイツチ
４９と５０が“Ｂ”位置にあると点線源２６の分
布が器官２２からの放射に基いてセントロイドの
動きが補償されたX′、Y′位置座標信号をもつて
CRTデイスプレイ１６のスクリーン上に投映さ
れる。ゲート信号はスイツチ５０によつて選択さ
れた窓アナライザから中間パルス発生回路５２に
よつてストローブ・タイマー４０に向けられる。
スイツチ４６が“Ｂ”位置に移されるとパルス発
生回路５２によつてデイスプレイ１６に対するア
ンブランキング信号が作られる。従つてスイツチ
５０が置かれた位置に対応して放射量子Ｅ１又は
Ｅ２に対する位置座標信号が表示事象と同じエネ
ルギー範囲に属する事象のセントロイド計算に基
いて補正を受けた後表示される。例えばスイツチ
４６，５０が“Ｂ”位置にあれば器官２２内のエ
ネルギー１の同位体の分布の投映に対する動き補
正がＥ１量子の分布のセントロイドの移動に基い
て実施される。このようなスイツチ位置において
は補正は表示される事象自体に基いて行なわれ、
点線源２６のような別のエネルギー２の同位体の
セントロイドの移動に基いて行われるのではない
からこの発明の利点は発揮されない。 第４図に破線で示したカウント・レート・メー
ター５４を計算の実施に充分な計数速度であるか
どうかの指示に使用すると有利である。第４図の
ブロツク図に示されている各部分の詳細な回路構
成を第５図と第５Ａ図、第５Ｂ図および第６図と
第６Ａ図乃至第６Ｄ図について説明する。第５図
は入力バツフア３０、セントロイド計算回路３
２、初期位置保持回路３４および加算器３６の詳
細を示した第５Ａ図と第５Ｂ図の組合せ配置を示
し、第６図はストローブ・タイマー４０、ホール
ド・トリガ４２、アンブランキング信号発生回路
４８、パルス発生回路５２およびカウント・レー
ト・メーター５４を含むコントロール回路の詳細
を示した第６Ａ図乃至第６Ｄ図の組合せ配置を示
す。 第５Ａ図、第５Ｂ図の回路は身体器官２２から
放出された放射量子Ｅ１に対してアンガー・カメ
ラ１０によつて作られたＸ、Ｙ位置座標信号を補
正するものである。これに対して第６図の回路は
第５図の回路をコントロールし、ストローブ・ア
ンド・ホールド信号を発生してセントロイド計算
回路３２又は初期位置保持回路３４に入力を導く
ためのものである。アンガー・カメラ１０からは
第５図の回路に対してＸ位置座標信号とＹ位置座
標信号と接地信号（“GND”）との三つの入力が
導かれる。CRT表示装置の前のスイツチ２５
（第４図および第５Ａ図）が“Ａ”位置にあれば
これらの信号は直接CRTの垂直偏向と水平偏向
および接地端子に導かれる。スイツチ２５が
“Ｂ”位置に移されると位置信号は動き補正回路
２８において処理される。第５図に示すようにＸ
位置座標信号の処理回路はＹ位置座標信号処理回
路と同じものであるから繰り返しを避けてＸ位置
座標信号の処理に関係した回路だけを説明する。 アンガー・カメラ１０によつて検出された両種
の放射事象のそれぞれに対してＸ位置座標信号又
はX′位置座標信号がカメラ１０の内部回路によ
つて作られる。各Ｘ座標信号は入力バツフア３０
に入力として与えられる。バツフア３０は差動演
算増幅器の形であり、HA2525型増幅器６０、
4.99kΩ抵抗６６および20pfキヤパシタ６７から
構成され、これらは第５Ａ図に示すように接続さ
れている。抵抗６２は信号源の接地コネクタ
GNDによつて接地される。Ｘ位置座標信号は増
幅器６０の反転入力端に抵抗６１を通して導かれ
る。演算ループへのフイードバツク電流は抵抗６
４において与えられる。可変抵抗６６は増幅器の
入力オフセツト電圧による誤差を取除くものであ
る。コンデンサ６７は回路の振動を防ぐため周波
数安定条件を満たす値に選ばれる。 増幅器６０とそれに付属する部品６１，６２，
６３，６４，６６および６７は反転モードに選択
され緩衝増幅器として作用する。点TP１におけ
る入力バツフア３０の出力は入力信号に対して大
きさが等しく極性は反転された信号となつてい
る。即ちこの出力信号は−Ｘである。入力バツフ
ア３０の出力はセントロイド計算回路３２と加算
回路３６の双方に入力として導かれる。 セントロイド計算回路３２はHA2525型増幅器
７０、4.99kΩ抵抗７１と７２、CD4016型アナロ
グスイツチ７３と７４、電界効果トランジスタ７
５と７６、60.4kΩ抵抗７７と７８、100Ω抵抗７
９、20kΩ可変抵抗80、0.027μFコンデンサ８１
および5pFキヤパシタ８２から構成される。セン
トロイド計算回路３２の各部品は第５Ａ図に示し
た通りに接続され積分器を構成する。 コンデンサ８１はアナログスイツチ７３が閉結
されているとき出力点TP１に負信号が表われる
と充電され、正信号が表われると放電する。アナ
ログスイツチ７３はストローブ・タイマー４０に
よつて作られたストローブ信号に応じて閉結され
る。ストローブ信号は次に説明するように固定し
た時間周期（パルス幅）を持つ。従つてコンデン
サ８１は選定されたエネルギー範囲の各事象にお
いて同じ時間だけ充電される（この時間はスイツ
チ５０の位置“Ａ”においてWA２によつて決め
られる）。この種の事象が数回起つた後出力点
TR２に表われる充電量はWA２によつて決定さ
れたエネルギー範囲の事象のそれまでの位置の分
布の平均又はセントロイドを表わす。アナログス
イツチ７３が閉結されると抵抗７１を流れる電流
によりコンデンサ８１が充電される。共通ドレン
モードで動作するFET７５はバイアス電流によ
るコンデンサ７５の洩れ電流を最小にするために
増幅器７０の入力側に挿入される。抵抗７７は
FET７５の動作点を設定する。可変抵抗８０は
増幅器７０の入力オフセツト電圧による誤差を打
消すためのものである。抵抗７２はループのゲイ
ンを１に設定する。FET７６と抵抗７８，７９
はバイアス電流に基く誤差を最小にする。アナロ
グスイツチ７４は動き補正回路２８がターンオフ
されたとき発生するレセツト信号に応答してコン
デンサ８１を放電させる。 セントロイド計算回路３２の出力点TP２の電
圧は統計的雑音を除いてスイツチ７３が閉結され
ているときその入力点TP１に表われる点源２６
に基く事象の位置分布の平均又はセントロイドに
従うがこのTP２の電圧は反転されている。セン
トロイド計算回路３２の出力は初期位置保持回路
３４と加算器３６の双方に入力として導かれる。 初期位置保持回路３４は第５Ｂ図に示すように
増幅器８４、10kΩ抵抗８５と８６、CD4016型
アナログスイツチ８７と８８、FET８９と９０、
60.4kΩ抵抗９１と９２、100Ω抵抗９３、20kΩ
可変抵抗９４、0.27μFコンデンサ９５および
10pFコンデンサ９６から成り、これらの部品は
トラツク・アンド・ホールド回路を構成する。ト
ラツク・モードのときは回路３４は反転単位利得
増幅器と同様に動作し、ホールド・モードのとき
はコンデンサ９５が、アナログスイツチが閉結さ
れているときの点TP２の入力の絶対値に等しい
電荷を保持する。入力点TP２に表われた電圧は
アナログ・スイツチ８５がターン・オンされたと
き抵抗８５に電流を流す（第５Ｂ図）。スイツチ
８７は次に説明するようにホールド・トリガ４２
によつてコントロールされる。増幅器８４の入力
端に接続された共通ドレン・モードで動作する
FET８９はコンデンサ９５のバイアス電流によ
る洩れを最小にするためのものである。抵抗９１
はFET９５の動作点を定める。FET９０と抵抗
９１，９２も同じくバイアス電流に基く誤差を最
小にするものである。アナログスイツチ８８は動
き補正回路２８がターン・オフされたときリセツ
ト信号に応じてコンデンサ９５を放電させる。抵
抗８６はループを再び１にセツトする。 次に説明するホールド・トリガ４２の機能は診
断操作の開始前に短時間（約10秒）アナログスイ
ツチ８７をオン位置に保持することである。診断
が開始されるとホールド信号は−5Vレベルに移
されアナログスイツチ８７をターン・オフする。
この時点でコンデンサ９５が保持する直流電圧レ
ベルはスイツチ８７が開放されているとき点源２
６に基く事象の分布の初期の平均又はセントロイ
ド位置を表わす。この電圧は回路３４の出力点
TP３に表われ、ホールド信号が負になつたとき
点TP２に表われる反転電圧である。点TP３の出
力電圧は加算器３６に入力電圧として導かれる。 加算器３６は第５Ｂ図に示すようにHA2525型
増幅器１００、10kΩ抵抗１０１と１０２と１０
３、8.25kΩ抵抗１０４、2.5kΩ抵抗１０５、5k
Ω可変抵抗１０６、20kΩ可変抵抗１０７および
20pFコンデンサ１０８から構成される加算増幅
器である。加算器３６は入力バツフア３０、セン
トロイド計算回路および初期位置保持回路３４の
出力を合算する。これらの回路はそれぞれ抵抗１
０１，１０２又は１０３を通して増幅器１００の
入力端に接続されている。フイードバツク電流は
直列抵抗１０４と１０６を通して供給される。可
変抵抗１０７は増幅器１００の入力オフセツト電
圧に基く誤差を最小にするように調整される。コ
ンデンサ１０８は周波数応答を安定化して発振を
防止する。 アナライザWA１とWA２によつて作られる第
一ゲート信号と第二ゲート信号のいずれがストロ
ーブ・タイマー４０をコントロールし、いずれが
アンブランキング信号発生回路４８をコントロー
ルするかを決定するスイツチ４９と５０の構成を
第６Ｃ図に示す。第６Ｄ図には他のスイツチと協
働して２種数の同位体による動き補正と単一同位
体による動き補正のいずれかを行なわせるスイツ
チ４６の構成が示されている。スイツチ４６，４
９および５０のコントロールは入力端子１１０
（第６Ｃ図）、１１２（第６Ｄ図）を接地するか
（この場合論理“０”が与えられる）あるいはそ
れを開放したままにして（この場合論理１が与え
られる）、スイツチ１１１を一時的に接地するこ
とによつて実施される。各種の動作モードに必要
な接続を表１に示す。
【表】 特に言及する場合を除いてスイツチ４６，４９
および５０は総て“Ａ”位置に置かれているもの
と考える。この位置においては身体器官２２内に
分布したエネルギー１の同位体による事象が、エ
ネルギー２の同位体の点線源２６によつて起る事
象から求められたセントロイド位置情報に基いて
補正されたＸ、Ｙ位置座標をもつてCRTデイス
プレイ１６上に映写される。 エネルギー窓アナライザ回路WA１とWA２に
よつて作られた第一および第二ゲート信号は第６
Ａ図乃至第６Ｄ図に示すようにNANDゲート１
１４と１１５，１１６と１１７およびORゲート
１１８，１１９（第６Ｃ図）によつてパルス発生
回路５２（第６Ａ図）とアンブランキング信号発
生回路４８（第６Ｄ図）に導かれる。第６Ｃ図に
示すようにアナライザ回路WA１は第一ゲート信
号をNANDゲート１１４と１１６に8820型ライ
ンレシーバー１２０とインバーター１２１を通し
て与え、アナライザ回路WA２は第二ゲート信号
をNANDゲート１１５と１１７に8820型ライ
ン・レシーバー１２２とインバーター１２３を通
して与える。ゲート信号のNANDゲート通過は
NANDゲート１１４と１１７の第二入力端子を
7474型のＤタイプ・フリツプフロツプ１２６の非
反転端子Ｑに結び、NANDゲート１１５と１１
６の第二入力端をその反転端子に結ぶことによ
つてコントロールされる。フリツプフロツプ１２
６のセツト端子Ｓは第６Ｃ図に示されているよう
に端子１１０から信号を受取るように結線されて
いる。端子１１０が状態“０”即ち接地状態であ
ればフリツプ・フロツプ１２６はＱ出力端が
“１”であり出力端が“１”であるようにセツ
トされる。これによつてWA１信号をパルス発生
回路５２に伝える道が作られる（第６Ｃ図→第６
Ａ図）。端子１１０で“１”状態（開放）に移れ
ば強制されたセツト信号がフリツプ・フロツプ１
２６から取り除かれる。この場合フリツプ・フロ
ツプ１２６は、8820型ラインレシーバー１２７と
NANDゲート１２８とインバーター１２９を通
してフリツプ・フロツプ１２６の“Ｔ”ピンに結
ばれている端子１１１に表われる信号によつてコ
ントロールされる。9602型の一安定一シヨツトマ
ルチバイブレーター１３０と１３１がライン・レ
シーバー１２７とNANDゲート１２８の間に挿
入されているが、これは端子１１１に導かれた雑
音によつてフリツプ・フロツプ１２６がスイツチ
されるのを阻止する遅延回路である。端子１１１
が“０”（接地）になる毎にフリツプ・フロツプ
１２６のＱ状態が変更される。Ｑ＝１であれば
WA１パルスはパルス発生回路５２へ送られ、
WA２パルスはアンブランキング回路４８へ送ら
れる。Ｑ＝０であればWA１パルスはパルス発生
回路５２へ送られ、WA２パルスはアンブランキ
ング信号発生回路４８へ送られる。一旦いずれか
の状態にセツトされるとフリツプ・フロツプ１２
６は端子１１０又は１１１が接地されるまで状態
を切り換えない。NANDゲート１１８の出力端
は選択されたアナライザ回路WA１又はWA２か
ら抵抗１３４を通してパルス発生回路５２のトラ
ンジスタ１３５のベースにパルスが送り込まれる
ように接続される。ベースが正のパルスを受取る
とトランジスタ１３５がターン・オンし、9602型
遅延単安定回路１３６がトリガされる。それによ
つて生ずる短かい遅延時間中に対応事象に対する
位置座標信号を入力バツフア３０に与えることが
できる（第４図）。遅延パルスの緩傾斜端は第二
の9602型一安定回路をトリガするのに使われ、こ
の回路は約3μs長のパルスを発生する。このパル
スはストローブ・タイマ４０、カウント速度計５
４およびスイツチ４６に向けられる。 パルス発生回路の単安定回路１３８の非反転出
力端ＱはNAND回路１３９を通してストロー
ブ・タイマー４０の9602型単安定回路１４０の入
力端に結ばれる。単安定回路１４０はアナログス
イツチ７３（第５Ａ図）をターンオンするパルス
を作り、このスイツチはセントロイド計算回路３
２の積分コンデンサ８１を充電させる。第６Ｂ図
に示されている素子１４２乃至１４６から構成さ
れるレベル・シフターは単安定回路１４０の
TTLレベル出力をストローブパルス信号に変換
するものでこの信号は＋5Vから−5Vの間で変動
しアナログスイツチ７３をコントロールする。ト
ランジスタ１４４がターン・オンされるとそのコ
レクタが正となりスイツチ７３をターン・オンす
る。 パルス発生回路５２の単安定回路１３８の端子
Ｑからの反転出力信号はインバータ１４８を通し
てカウント速度計５４（第６Ｂ図）に伝えられ
る。インバータ１４が各パルス間で正となるとト
ランジスタ１４９がターン・オンしコンデンサ１
５０を充電する。カウント速度が低いとコンデン
サ１５０の電荷量はそれに接続されたコンパレー
タ１５１をスイツチするには不充分である。この
コンパレータ１５１の出力端における高レベルは
オープンコレクタ・インバータ１５２によつて反
転される。このインバータは下位発光ダイオード
１５３をターン・オンして低カウント状態を表示
する。カウント速度が特定の値例えば毎秒2300カ
ウントに達したときコンパレータ１５１は上位発
光ダイオード１５４をターン・オンする。ORゲ
ート１１９の出力端はスイツチ４９，５０（第６
図）によつて選択されたアナライザ回路WA１又
はWA２からのゲート信号によりアンブランキン
グ信号発生回路４８（第２図）の遅延単安定回路
１５６をトリガするように接続されている。単安
定回路１５６の出力は更に別の9602型単安定回路
１５７をトリガし選択されたゲート信号に応じて
デイスプレイ１６に対するアンブランキングパル
スを発生させる。 第４図のスイツチ４６は第６Ｄ図に示すように
ORゲート１６０に反転入力を与えるように接続
されたNANDゲート１５８，１５９を含む。単
安定回路１３８（第６Ａ図）の非反転出力端Ｑは
インバータ１６１を通してNANDゲート１５８
の入力端に結ばれ（第６Ｄ図）、アンブランキン
グ信号発生回路４８の単安定回路１５７（第６Ｄ
図）の非反転アンブランクパルス出力端Ｑは
NANDゲート１５９の入力端に結ばれている。
端子１１２はNANDゲート１５８と１５９のい
ずれがスイツチ２４の“Ｂ”端子にアンブラン
ク・エミツタフオロワー回路１６２を通してスイ
ツチ２４の“Ｂ”端子にアンブランキングパルス
を与えるかをコントロールするように結線されて
いる（第４図および第６Ｄ図）。端子１１２が、
論理状態“０”（これはスイツチ４６の位置“Ａ”
に対応する）となるように結線されていると
NANDゲートは能動状態となりアンブランキン
グ信号発生回路４８からスイツチ２４の“Ｂ”端
子にアンブランキング・パルスを導く。端子１１
２が“１”（これはスイツチ４６の“Ａ”位置に
対応する）であるとNANDゲート１５８が能動
状態となりパルス発生回路５２で作られたアンブ
ランキング信号を通過させる。後者の場合デイス
プレイ１６上に表示された事象も補正に使用され
る。 ホールド・トリガ回路４２は第６Ｂ図に示すよ
うにトランジスタ１６４とそれに付属する素子か
ら構成される。診断過程の開始と共に回路４２の
入力端子１６５に与えられた信号により初期位置
保持回路３４（第５Ｂ図）のアナログスイツチ８
７がターン・オフされる。アナログスイツチ７４
と８８（第５Ａ図、Ｂ図）をレセツトするレセツ
ト信号（RESET）の発生回路、スイツチ２４と
２５（第４，５Ａ、５Ｂ，６Ｄ図）のセツト状態
をコントロールするリレー信号（）の発
生回路およびNANDゲート１３９とLED１５３，
１５４（第６Ｂ図）を動作させる信号の発生回路
の詳細は第６Ａ図にオン／オフ回路１６８の形で
示されている。 スイツチ４６，４９および５０を“Ａ”位置に
おき、スイツチ２４と２５を“Ｂ”位置におく操
作において動き補正回路２８（第４図）は器官２
２からの放射量子Ｅ１を表示するためにカメラ１
０によつて作られた位置座標信号を、点線源２６
からの放射量子Ｅ２に対して作られた位置座標信
号を用いて計算されたセントロイドの位置変化に
対応して補正する。 加算器３６は器官２２からの事象に対する補正
されたXC、YC位置座標信号を、 インプツトバツフア３０に与えられたＸ、Ｙ位
置座標信号； 点線源２６からの事象に対するX′、Y′位置座
標信号の平均値を表わす′、′セントロイド位
置信号； 点線源２６からの事象のセントロイドの初期位
置を表わす′0、′0初期セントロイド位置信号を
使用して計算する。アンブランキング信号発生回
路４８は器官２２からの事象に対するアンブラン
キング信号を発生し、CRTデイスプレイ１６は
同期的にアンブランクされて器官２２からの事象
に対する補正された位置座標信号を表示する。補
正が身体器官内の放射性物質の分布の決定に使用
された事象以外の放射事象に基いて行なわれるか
らセントロイド計算のための第二放射源に適当な
ものを選定することにより補正過程は補正不可能
な身体器官の投像面に垂直な動きに基く擾乱を大
きく受けることなく遂行することができる。エネ
ルギー１とエネルギー２の同位体の選定は大部分
各個人の好みにまかされる。身体器官内の同位体
を高エネルギーとし、点線源の同位体を低エネル
ギーとすればそれを逆にする場合に比べて高エネ
ルギー同位体の放射に基く二次放射がカメラによ
つて器官内の同位体分布に関する有効なデータと
して受取られる危険が防止される。この発明によ
る装置と方法を実施例について説明したがこの発
明はこの実施例に限定されるものではなく、種々
の変更がこの発明の要旨から離脱することなく可
能であることはこの方面の専門家にとつて明らか
である。
【図面の簡単な説明】
第１図は従来使用されている動き補正回路の接
続図、第２図は第１図の回路を改良した公知の動
き補正回路の接続図、第３図はこの発明の方法に
従つて行なう診断に使用されるアンガー型シンチ
レーシヨンカメラの概念図、第４図はこの発明に
よる動き補正回路のブロツク接続図、第５Ａ，Ｂ
図と第６Ａ図乃至第６Ｄ図は第４図の動き補正回
路の各部分の詳細な回路構成を示す接続図、第５
図は第５Ａ図と第５Ｂ図に示す回路の組合せ配置
状態を示す説明図、第６図は第６Ａ図乃至第６Ｄ
図に示す回路の組合せ配置状態を示す説明図であ
る。 １０……アンガーカメラ、１６……CRTデイ
スプレイ、２８……動き補正回路、３２……セン
トロイド計算回路、Ｅ１，Ｅ２……放射量子。

Claims (1)

  1. 【特許請求の範囲】 １ 入射した放射量子に応答して電気パルスを発
    生するトランスデユーサとパルスを処理して第一
    と第二の特定エネルギー範囲内のエネルギーを持
    つ量子の相対的発生点空間座標に対応する第一と
    第二の位置座標信号を発生する回路を備える放射
    イメージング・デバイスに対して、 第二信号を処理して複数個の第二信号の平均位
    置に対応するセントロイド位置座標信号を作る回
    路と、 セントロイド信号に応じて第一信号を処理し
    て、第二エネルギー範囲の量子の発生点のセント
    ロイド位置の移動に応じて動き補正が行なわれた
    第一エネルギー範囲の量子の相対的発生点座標に
    対応する第一信号を発生する回路 が設けられていることを特徴とする放射イメージ
    ング・デバイスの動き補正回路。 ２ 補正された第一信号を作る回路が第一信号と
    セントロイド信号の和を作る加算器を含むことを
    特徴とする特許請求の範囲第１項記載の補正回
    路。 ３ 第一と第二のエネルギー範囲の量子に起因す
    るパルスを処理して第一と第二のゲート信号を作
    るアナライザ回路を備える放射イメージング・デ
    バイスに対してはセントロイド信号発生回路が更
    に積分器および第二ゲート信号に応答しイメージ
    ング・デバイスと積分器の間に接続されて第二位
    置座標信号を積分器に伝える第一スイツチを含
    み、積分器の出力がセントロイド移動信号となる
    ことを特徴とする特許請求の範囲第１項記載の補
    正回路。 ４ セントロイド信号発生回路が更にサンプル・
    アンド・ホールド回路とホールド信号発生用のホ
    ールドトリガ回路および積分器出力端とサンプ
    ル・アンド・ホールド回路の間に接続されてホー
    ルド信号に応じて積分器出力端をサンプル・アン
    ド・ホールド回路から切り離す第二スイツチを含
    み、サンプル・アンド・ホールド回路の出力が始
    めのセントロイド位置座標信号となることを特徴
    とする特許請求の範囲第３項記載の補正回路。 ５ 補正された第一信号を作る回路が第一位置座
    標信号と積分器出力とサンプル・アンド・ホール
    ド回路出力との和を作る加算器を含むことを特徴
    とする特許請求の範囲第４項記載の補正回路。 ６ 第一ゲート信号に応じてアンブランキング信
    号を作る回路をも含むことを特徴とする特許請求
    の範囲第３項又は第４項記載の補正回路。 ７ アンブランキング信号発生回路が再トリガ可
    能のワン・シヨツト・マルチバイブレータを含む
    ことを特徴とする特許請求の範囲第６項記載の補
    正回路。 ８ 第一および第二のエネルギー範囲のエネルギ
    ーを持つて入射する第一および第二放射量子に応
    答して電気パルスを発生するトランスデユーサを
    持つ放射検出デバイスと、 パルスを処理して第一および第二量子の相対的
    発生点空間座標に対応する未補正位置座標信号を
    作るための位置計算回路と、 パルスを処理して第一および第二エネルギー範
    囲の量子に起因するパルスに対してそれぞれ第一
    および第二のゲート信号を作るためのアナライザ
    回路と、 それぞれ第一又は第二ゲート信号の一方を選択
    する第一スイツチおよび第二スイツチと、 第一スイツチによつて選択されたゲート信号を
    処理してこのゲート信号によつて決定された第一
    又は第二量子の発生に対応するアンブランキング
    信号を作る回路と、 第二スイツチによつて選択されたゲート信号に
    応答し選択されたゲート信号によつて決定された
    複数の第一量子又は第二量子の平均位置に対応す
    るセントロイド位置座標信号を作る未補正位置座
    標信号処理回路と、 セントロイド位置座標信号の変化に応じて動き
    を補正された相対的量子発生点空間座標に対応す
    る補正された位置座標信号を発生するためセント
    ロイド位置座標信号に対応して未補正位置座標信
    号を処理する回路と、 補正された位置座標信号によつて決定された表
    示位置においてアンブランキング信号によつて決
    定された相対的量子発生点位置を表示するデイス
    プレイと を備え、第一スイツチによつて選択された第一又
    は第二エネルギー範囲の量子の相対的発生空間位
    置が第二スイツチによつて選択された第一又は第
    二エネルギー範囲の量子の相対的発生空間位置の
    動きに応じて補正されて表示されることを特徴と
    する放射イメージング・デバイスの動き補正回
    路。 ９ シンチレータ結晶の背後に置かれた光電増倍
    管のアレイを含むアンガー型のシンチレーシヨン
    カメラと量子の相対的発生空間座標に対応する事
    象位置座標信号を作るためのパルス処理回路と第
    一および第二エネルギー範囲の量子が原因である
    パルスに対して第一と第二ゲート信号を作るため
    のパルス処理回路と第一端子で受取つた信号によ
    つて決定された量子の発生点を第二端子で受取つ
    た信号によつて決定された位置に表示するための
    表示装置を備えるイメージング系に対して、 第一ゲート信号に応答して第一エネルギー範囲
    の量子に対応するアンブランキング信号を作りそ
    れを表示装置の第一端子に与える回路と、 第二ゲート信号に応答して第二エネルギー範囲
    の複数の量子の平均位置に対応するセントロイド
    位置座標信号を作る回路と、 位置座標信号とセントロイド位置座標信号との
    和に関連して補正された位置座標信号を作りそれ
    を表示装置の第二端子に与える回路と を備え第一エネルギー範囲の入射量子の相対的発
    生点位置を第二エネルギー範囲の入射量子の相対
    的発生点位置セントロイドの動きに対する補正を
    加えて表示することができる放射イメージング・
    デバイスの動き補正回路。 １０ 入射量子に応答して電気パルスを発生する
    トランスデユーサとパルスを処理して第一と第二
    のエネルギー範囲の量子の相対的発生点位置に対
    応する第一と第二の位置座標信号を発生する回路
    を備える放射イメージングデバイスに対して、 第二信号を処理して複数の第二信号の平均位置
    に対応するセントロイド位置座標信号を作るこ
    と、 セントロイド位置信号に応じて第一信号を処理
    して第二エネルギー範囲の量子の相対的発生位置
    のセントロイド位置の移動に応ずる動き補正を加
    えた第一エネルギー範囲の量子の相対的発生点位
    置に対応する補正された第一信号を作ることを特
    徴とする放射イメージング・デバイスの動き補正
    方法。 １１ 第二放射線放出物体によつて第二エネルギ
    ー範囲内に起つた事象の位置座標信号によつて作
    られた立体中心位置信号を使用して第一物体によ
    る第一エネルギー範囲内のイメージング・イベン
    トを表示するための位置座標信号の補正を行なう
    ことを特徴とする対象物内の第一放射線放出物体
    の分布像の動きに基くぼけを補正する放射イメー
    ジング・デバイスの動き補正方法。
JP57205359A 1981-11-23 1982-11-22 放射イメ−ジング・デバイスの動き補正回路および方法 Granted JPS58132678A (ja)

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