JPH0749383A - 利得補正を備えるγ線カメラ - Google Patents
利得補正を備えるγ線カメラInfo
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- JPH0749383A JPH0749383A JP6024817A JP2481794A JPH0749383A JP H0749383 A JPH0749383 A JP H0749383A JP 6024817 A JP6024817 A JP 6024817A JP 2481794 A JP2481794 A JP 2481794A JP H0749383 A JPH0749383 A JP H0749383A
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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
- G01T1/20—Measuring radiation intensity with scintillation detectors
- G01T1/208—Circuits specially adapted for scintillation detectors, e.g. for the photo-multiplier section
-
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- G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
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- 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
- G01T1/1642—Static instruments for imaging the distribution of radioactivity in one or two dimensions using one or several scintillating elements; Radio-isotope cameras using a scintillation crystal and position sensing photodetector arrays, e.g. ANGER cameras
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
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Abstract
(57)【要約】
【構成】 シンチレータ結晶内においてγ線の作用で生
成するシンチレーションの位置決定手段と位置決定回路
とを備えるγ線カメラであって、上記位置決定手段は、
較正された光パルスによって得られる利得制御を備える
光電子増倍管のアレーを備え、上記位置決定回路におい
ては、各光電子増倍管は、出力加算器11に接続された抵
抗回路網Ｒ１i 〜Ｒ４i を備える重み付け回路10i に、
分解能ダイオードと呼ばれるダイオードＤi を介して接
続されており、更に、直線性信号と呼ばれる信号を与え
る直線化回路20i にも接続されており、上記直線化回路
は更に、較正された光パルスの持続期間に少なくとも等
しい期間の間、その光パルスに応答して上記光電子増倍
管から生成された電気パルスに対して上記分解能ダイオ
ードを抑止するパルスを与える手段23を備えることを特
徴とする。 【効果】 核医学への応用。
成するシンチレーションの位置決定手段と位置決定回路
とを備えるγ線カメラであって、上記位置決定手段は、
較正された光パルスによって得られる利得制御を備える
光電子増倍管のアレーを備え、上記位置決定回路におい
ては、各光電子増倍管は、出力加算器11に接続された抵
抗回路網Ｒ１i 〜Ｒ４i を備える重み付け回路10i に、
分解能ダイオードと呼ばれるダイオードＤi を介して接
続されており、更に、直線性信号と呼ばれる信号を与え
る直線化回路20i にも接続されており、上記直線化回路
は更に、較正された光パルスの持続期間に少なくとも等
しい期間の間、その光パルスに応答して上記光電子増倍
管から生成された電気パルスに対して上記分解能ダイオ
ードを抑止するパルスを与える手段23を備えることを特
徴とする。 【効果】 核医学への応用。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、シンチレータ結晶にお
いてγ線の作用で生じるシンチレーションを位置決定す
る手段を備えるγ線カメラに関するものである。本発明
は、核医学の分野において、患者に注入された放射性ア
イソトープによって標識付けられた分子の器官内での分
布を表示する場合に特に好ましく使用される。
いてγ線の作用で生じるシンチレーションを位置決定す
る手段を備えるγ線カメラに関するものである。本発明
は、核医学の分野において、患者に注入された放射性ア
イソトープによって標識付けられた分子の器官内での分
布を表示する場合に特に好ましく使用される。
【０００２】
【従来の技術】例えば、アメリカ合衆国特許第 3,011,0
37号に記載されているγ線カメラが知られている。この
公知のγ線カメラは、そのプリアンブルによると、患者
によって放射されたγ線光子を集束するためのコリメー
タと、γ線光子を光の光子即ちシンチレーションに変換
するシンチレータ結晶と、受けたシンチーションを電気
パルスに変換する光電子増倍管のアレーを備える。この
光電子増倍管のアレーは、光電子増倍管から出力された
電気パルスを使用して、公知のように、シンチレーショ
ンが行われた位置のＸ座標信号及びＹ座標信号と、シン
チレーションのエネルギーＥが所定のエネルギー帯に属
する時の有効化信号とを出力する位置決定手段の一部を
形成する。
37号に記載されているγ線カメラが知られている。この
公知のγ線カメラは、そのプリアンブルによると、患者
によって放射されたγ線光子を集束するためのコリメー
タと、γ線光子を光の光子即ちシンチレーションに変換
するシンチレータ結晶と、受けたシンチーションを電気
パルスに変換する光電子増倍管のアレーを備える。この
光電子増倍管のアレーは、光電子増倍管から出力された
電気パルスを使用して、公知のように、シンチレーショ
ンが行われた位置のＸ座標信号及びＹ座標信号と、シン
チレーションのエネルギーＥが所定のエネルギー帯に属
する時の有効化信号とを出力する位置決定手段の一部を
形成する。
【０００３】シンチレーションが同時に複数の光電子増
倍管によって認識されるので、それ自体が励振γ線光子
の励起の位置を示す結晶上のこのシンチレーションの位
置は、そのシンチレーションによって励振される全ての
光電子増倍管から出力される電気パルスの重心の位置を
計算することによって決定される。この計算は、上記の
アメリカ合衆国特許によると、各光電子増倍管を分解能
ダイオードと呼ばれるダイオードを介して、抵抗と出力
加算器とのマトリックスを備える重み付け回路に接続す
ることによって簡単に実施される。マトッリクスの抵抗
の抵抗値は、それが接続される光電子増倍管の位置の関
数である。これらの分解能ダイオードＤは、閾値作用を
与えることによって、光電子増倍管の出力信号のプリア
ンプ用回路に非直線性レスポンスを与える機能を有す
る。
倍管によって認識されるので、それ自体が励振γ線光子
の励起の位置を示す結晶上のこのシンチレーションの位
置は、そのシンチレーションによって励振される全ての
光電子増倍管から出力される電気パルスの重心の位置を
計算することによって決定される。この計算は、上記の
アメリカ合衆国特許によると、各光電子増倍管を分解能
ダイオードと呼ばれるダイオードを介して、抵抗と出力
加算器とのマトリックスを備える重み付け回路に接続す
ることによって簡単に実施される。マトッリクスの抵抗
の抵抗値は、それが接続される光電子増倍管の位置の関
数である。これらの分解能ダイオードＤは、閾値作用を
与えることによって、光電子増倍管の出力信号のプリア
ンプ用回路に非直線性レスポンスを与える機能を有す
る。
【０００４】光電子増倍管の出力信号は、その信号が絶
対値において〔ＳD −ＲＴ〕より大きい時だけ分解能ダ
イオードＤを介して転送される。但し、ＳD は、ダイオ
ードＤの導通閾値であり、シリコンダイオードでは例え
ば 0.6Ｖであり、ＲＴは閾値を一定のレベルに固定する
ためにダイオードＤに印加される一定電位である。この
閾値作用は、空間分解能を向上させ、ここから「分解能
閾値」という語が生まれる。この閾値作用は、ジー．エ
ッチ．カーバルグ(G.H.Kerberg) 及びエヌ. ヴァン. デ
ィジャック（N.Van Dijk) による『閾値前置増幅器の使
用によるアンガーシンチレーションカメラの改良された
分解能(Improved Resolution Of The Anger Scintillat
ion Camera Through The Use Of Threshold Preamplifi
ers) 』〔「核医学雑誌(Journal of Nuclear Medecine)
」第13号、169 〜171 頁、1972年〕に記載されてい
る。
対値において〔ＳD −ＲＴ〕より大きい時だけ分解能ダ
イオードＤを介して転送される。但し、ＳD は、ダイオ
ードＤの導通閾値であり、シリコンダイオードでは例え
ば 0.6Ｖであり、ＲＴは閾値を一定のレベルに固定する
ためにダイオードＤに印加される一定電位である。この
閾値作用は、空間分解能を向上させ、ここから「分解能
閾値」という語が生まれる。この閾値作用は、ジー．エ
ッチ．カーバルグ(G.H.Kerberg) 及びエヌ. ヴァン. デ
ィジャック（N.Van Dijk) による『閾値前置増幅器の使
用によるアンガーシンチレーションカメラの改良された
分解能(Improved Resolution Of The Anger Scintillat
ion Camera Through The Use Of Threshold Preamplifi
ers) 』〔「核医学雑誌(Journal of Nuclear Medecine)
」第13号、169 〜171 頁、1972年〕に記載されてい
る。
【０００５】また、光電子増倍管は、各々直線化回路に
接続されており、その直線化回路は対応する光電子増倍
管から来る電気パルスと同期して直線性閾値を与える。
この直線性閾値は、イベントの間に最も高い信号を出力
する１つまたは複数の光電子増倍管の出力信号を減衰す
る機能を有する。実際、シンチレーションに続いて全光
電子増倍管から生成される電気パルスの重心は、結晶上
のこのシンチレーションの位置の唯一の測定手段であ
る。この測定手段は、「バイアス」と呼ばれるシステム
上のエラー要素を備え、このバイアスは、γ線カメラの
固有の空間歪みの主な原因である。
接続されており、その直線化回路は対応する光電子増倍
管から来る電気パルスと同期して直線性閾値を与える。
この直線性閾値は、イベントの間に最も高い信号を出力
する１つまたは複数の光電子増倍管の出力信号を減衰す
る機能を有する。実際、シンチレーションに続いて全光
電子増倍管から生成される電気パルスの重心は、結晶上
のこのシンチレーションの位置の唯一の測定手段であ
る。この測定手段は、「バイアス」と呼ばれるシステム
上のエラー要素を備え、このバイアスは、γ線カメラの
固有の空間歪みの主な原因である。
【０００６】このバイアスを最小にする方法は、シンチ
レーションに面しており従って最も高い信号を与える１
つまたは複数の光電子増倍管の出力信号を減衰すること
である。実際、この動作は、イベントの総エネルギーに
比例するパルス信号によって逆バイアスされたダイオー
ドを使用することによって各光電子増倍管の出力信号の
経路を決定するまたは別の経路にそらすことによって、
容易に実施される。このパルス信号は「直線性閾値」と
呼ばれる。従って、シンチレーションの間、直線性閾値
より高い振幅を備える信号を生成する光電子増倍管から
の出力信号は、接合がオンにされたダイオードを介した
電流の経路決定によって減衰される。
レーションに面しており従って最も高い信号を与える１
つまたは複数の光電子増倍管の出力信号を減衰すること
である。実際、この動作は、イベントの総エネルギーに
比例するパルス信号によって逆バイアスされたダイオー
ドを使用することによって各光電子増倍管の出力信号の
経路を決定するまたは別の経路にそらすことによって、
容易に実施される。このパルス信号は「直線性閾値」と
呼ばれる。従って、シンチレーションの間、直線性閾値
より高い振幅を備える信号を生成する光電子増倍管から
の出力信号は、接合がオンにされたダイオードを介した
電流の経路決定によって減衰される。
【０００７】しかしながら、光電子増倍管には、使用し
た光電子放射物質または二次放射物質の特性の変化、電
子処理回路の老化及び光電子増倍管が磁界に対して感応
することなどのために特に、利得が時間の経過と共に変
動することが多いという欠点がある。この光電子増倍管
の利得の変化の結果、情報が著しく失われる。実際、第
１に、通常考慮しなければならなかった電気パルスは、
シンチレーションエネルギーＥが明らかに分析窓の外側
にあるという事実から有効化されないことが起こり得、
第２に、これらの利得の変化は、シンチレーションの重
心の位置を計算するために使用される信号を変更し、従
って、得られる画像の品質を低下させる空間歪みを導入
する。
た光電子放射物質または二次放射物質の特性の変化、電
子処理回路の老化及び光電子増倍管が磁界に対して感応
することなどのために特に、利得が時間の経過と共に変
動することが多いという欠点がある。この光電子増倍管
の利得の変化の結果、情報が著しく失われる。実際、第
１に、通常考慮しなければならなかった電気パルスは、
シンチレーションエネルギーＥが明らかに分析窓の外側
にあるという事実から有効化されないことが起こり得、
第２に、これらの利得の変化は、シンチレーションの重
心の位置を計算するために使用される信号を変更し、従
って、得られる画像の品質を低下させる空間歪みを導入
する。
【０００８】この欠点を解消するために、光電子増倍管
を前もって較正することができる。しかしながら、この
処理は、実施に長い時間がかかり（１〜２時間）、電子
回路の老化を考慮せず、周囲の磁界に対してγ線カメラ
が所定の位置にある時だけ有効なので、満足できるもの
ではない。
を前もって較正することができる。しかしながら、この
処理は、実施に長い時間がかかり（１〜２時間）、電子
回路の老化を考慮せず、周囲の磁界に対してγ線カメラ
が所定の位置にある時だけ有効なので、満足できるもの
ではない。
【０００９】他の、より優れた方法は、光電子増倍管の
利得のドリフトの永久的な補正からなる。最も多く使用
されている方法の中で、所与の放射性同位元素のエネル
ギースペクトルの光電吸収ピークの位置が光電子増倍管
の利得によって決定されるという事実に基づく核分光測
定による較正を挙げることができる。この方法では、例
えば、臨床捕捉の間に核スペクトルを記録する。これら
の光電子増倍管の利得は、放射ピークの位置を所定のエ
ネルギー値の窓の内部に保持するように調節される。し
かしながら、この公知の較正技術には、制限がないわけ
ではない。実際、どのような放射性元素でも使用できる
のではないことが分かる。特に、あまりに多数のピーク
を示す放射性元素は除外しなければならない。また、こ
の種の較正は、γ線光子の拡散は患者の肥満度によって
異なるので、スペクトルの形が患者の形状によって決定
されるという事実を考慮することができない。さらに、
光電子増倍管は、均一には照らされず、従って、活性が
小さい区域に集中している臨床検査の間、利得に関して
補正されるのは、この区域に対向する光電子増倍管だけ
であり（従って、この区域はイベントが生じる区域であ
る）、他の光電子増倍管も同様にシンチレーションの位
置決定に貢献するが、これらの他の光電子増倍管は補正
されない。従って、この結果はエラーである。同様に、
視野の端の光電子増倍管は、コリメータの存在によっ
て、直接光線を受けないので、調節することができな
い。
利得のドリフトの永久的な補正からなる。最も多く使用
されている方法の中で、所与の放射性同位元素のエネル
ギースペクトルの光電吸収ピークの位置が光電子増倍管
の利得によって決定されるという事実に基づく核分光測
定による較正を挙げることができる。この方法では、例
えば、臨床捕捉の間に核スペクトルを記録する。これら
の光電子増倍管の利得は、放射ピークの位置を所定のエ
ネルギー値の窓の内部に保持するように調節される。し
かしながら、この公知の較正技術には、制限がないわけ
ではない。実際、どのような放射性元素でも使用できる
のではないことが分かる。特に、あまりに多数のピーク
を示す放射性元素は除外しなければならない。また、こ
の種の較正は、γ線光子の拡散は患者の肥満度によって
異なるので、スペクトルの形が患者の形状によって決定
されるという事実を考慮することができない。さらに、
光電子増倍管は、均一には照らされず、従って、活性が
小さい区域に集中している臨床検査の間、利得に関して
補正されるのは、この区域に対向する光電子増倍管だけ
であり（従って、この区域はイベントが生じる区域であ
る）、他の光電子増倍管も同様にシンチレーションの位
置決定に貢献するが、これらの他の光電子増倍管は補正
されない。従って、この結果はエラーである。同様に、
視野の端の光電子増倍管は、コリメータの存在によっ
て、直接光線を受けないので、調節することができな
い。
【００１０】利得に関して光電子増倍管を較正する別の
方法は、発光ダイオード等の外部光源を使用して、各光
電子増倍管を既知量の光線で照らし、従って、光電子増
倍管のレスポンスが経時変化した時その利得を変更する
ことからなる。
方法は、発光ダイオード等の外部光源を使用して、各光
電子増倍管を既知量の光線で照らし、従って、光電子増
倍管のレスポンスが経時変化した時その利得を変更する
ことからなる。
【００１１】実際に、発光ダイオードは、光電子増倍管
のまさに内部にもまたはその光電子増倍管の外部にも配
置することができる。ダイオードは同時に複数の光電子
増倍管、例えば、六角形光電子増倍管のアレーの場合は
３つの光電子増倍管を照らすことができる。臨床検査
中、光源は、所定の持続期間、例えば、１〜２μｓの持
続期間を有する較正されたパルスを放出する。すなわ
ち、所定の周波数を有するパルスを例えば１ミリ秒毎に
放出する。利得の補正は、全ての光電子増倍管につい
て、受けた光パルスに応答して与えられる電気パルス
を、スペクトルの十分な期間に渡って蓄積して、連続的
にまたは同時にリアルタイムで実施される。光電子増倍
管の利得は、適切なソフトウェアプログラム及びデジタ
ル／アナログ変換器によって制御される可変の利得前置
増幅器によって調節される。
のまさに内部にもまたはその光電子増倍管の外部にも配
置することができる。ダイオードは同時に複数の光電子
増倍管、例えば、六角形光電子増倍管のアレーの場合は
３つの光電子増倍管を照らすことができる。臨床検査
中、光源は、所定の持続期間、例えば、１〜２μｓの持
続期間を有する較正されたパルスを放出する。すなわ
ち、所定の周波数を有するパルスを例えば１ミリ秒毎に
放出する。利得の補正は、全ての光電子増倍管につい
て、受けた光パルスに応答して与えられる電気パルス
を、スペクトルの十分な期間に渡って蓄積して、連続的
にまたは同時にリアルタイムで実施される。光電子増倍
管の利得は、適切なソフトウェアプログラム及びデジタ
ル／アナログ変換器によって制御される可変の利得前置
増幅器によって調節される。
【００１２】しかしながら、電気較正パルスの振幅は、
出力加算器によって全ての光電子増倍管で加算した後、
位置決定回路が実質的に飽和状態となり、その結果、回
復時間が比較的長く、約10μｓになる。従って、回路抑
止時間が少なくとも10μｓまで大きくなり、それによっ
て、カウント速度をかなり減少させないと、回復期間の
間核イベントの検出は妨げられる。
出力加算器によって全ての光電子増倍管で加算した後、
位置決定回路が実質的に飽和状態となり、その結果、回
復時間が比較的長く、約10μｓになる。従って、回路抑
止時間が少なくとも10μｓまで大きくなり、それによっ
て、カウント速度をかなり減少させないと、回復期間の
間核イベントの検出は妨げられる。
【００１３】
【発明が解決しようとする課題】従って、本発明の目的
によって解決すべき技術上の課題は、シンチレータ結晶
内においてγ線の作用で生成するシンチレーションの位
置決定手段と位置決定回路とを備え、その位置決定手段
は、較正された光パルスによって得られる利得制御を備
える光電子増倍管のアレーを備え、上記位置決定回路に
おいては、各光電子増倍管は、出力加算器に接続された
抵抗回路網を備える重み付け回路に分解能ダイオードと
呼ばれるダイオードを介して接続されており、更に、直
線性信号と呼ばれる信号を与える直線化回路に接続され
ているγ線カメラにおいて、シンチレーションのカウン
ト速度をほとんど小さくすることなく、回路が光電子増
倍管の光学的較正に続いて飽和から回復するために要す
る時間に関する欠点を解消することにある。
によって解決すべき技術上の課題は、シンチレータ結晶
内においてγ線の作用で生成するシンチレーションの位
置決定手段と位置決定回路とを備え、その位置決定手段
は、較正された光パルスによって得られる利得制御を備
える光電子増倍管のアレーを備え、上記位置決定回路に
おいては、各光電子増倍管は、出力加算器に接続された
抵抗回路網を備える重み付け回路に分解能ダイオードと
呼ばれるダイオードを介して接続されており、更に、直
線性信号と呼ばれる信号を与える直線化回路に接続され
ているγ線カメラにおいて、シンチレーションのカウン
ト速度をほとんど小さくすることなく、回路が光電子増
倍管の光学的較正に続いて飽和から回復するために要す
る時間に関する欠点を解消することにある。
【００１４】
【課題を解決するためその手段】本発明によると、上記
の技術上の問題の解決法として、上記直線化回路が、少
なくとも較正された光パルスの持続期間に等しい期間の
間、その光パルスに応答して光電子増倍管から出力され
た電気パルスに対して上記分解能ダイオードを抑止する
抑止パルスを出力する手段を備える。
の技術上の問題の解決法として、上記直線化回路が、少
なくとも較正された光パルスの持続期間に等しい期間の
間、その光パルスに応答して光電子増倍管から出力され
た電気パルスに対して上記分解能ダイオードを抑止する
抑止パルスを出力する手段を備える。
【００１５】従って、その抑止パルスは、分解能ダイオ
ードを逆バイアスすることによって構成され、光電子増
倍管の組によって抵抗マトリックスに導入される電流を
減少させることができ、位置決定チャネルの飽和を避け
ることができる。核イベントがアクセスできない期間
は、このようにして、10μｓの代わりに抑止パルスの期
間に、例えば、 2.5μｓに減少され、光電子増倍管の較
正のために位置決定回路が占有されている期間と比較す
ると、４倍の利得を与える。本発明は、添付図面を参照
して行う下記の実施例の説明から明らかになろう。但
し、これらの実施例は、本発明を何ら限定するものでは
ない。
ードを逆バイアスすることによって構成され、光電子増
倍管の組によって抵抗マトリックスに導入される電流を
減少させることができ、位置決定チャネルの飽和を避け
ることができる。核イベントがアクセスできない期間
は、このようにして、10μｓの代わりに抑止パルスの期
間に、例えば、 2.5μｓに減少され、光電子増倍管の較
正のために位置決定回路が占有されている期間と比較す
ると、４倍の利得を与える。本発明は、添付図面を参照
して行う下記の実施例の説明から明らかになろう。但
し、これらの実施例は、本発明を何ら限定するものでは
ない。
【００１６】
【実施例】図１は、参照符号ｉによって示す光電子増倍
管に関する位置決定部分回路の概略図である。光電子増
倍管ｉ及びその付属の位置決定部分回路は、シンチレー
タ結晶内においてγ線の作用でγ線カメラ内に生じたシ
ンチレーションの位置決定手段の一部を形成している。
これらの位置決定手段は、その数は例えば58である（ｉ
＝１、２、・・・、58) 光電子増倍管のアレーと、図１
に示した型の58個の部分回路によって形成された位置決
定回路とを備える。
管に関する位置決定部分回路の概略図である。光電子増
倍管ｉ及びその付属の位置決定部分回路は、シンチレー
タ結晶内においてγ線の作用でγ線カメラ内に生じたシ
ンチレーションの位置決定手段の一部を形成している。
これらの位置決定手段は、その数は例えば58である（ｉ
＝１、２、・・・、58) 光電子増倍管のアレーと、図１
に示した型の58個の部分回路によって形成された位置決
定回路とを備える。
【００１７】図１の回路は、光電子増倍管ｉの出力ＯＵ
Ｔi が抵抗Ｒ５i 及び分解能ダイオードと呼ばれるダイ
オードＤi を介して接続された重み付け回路10i を備え
る。この重み付け回路は、抵抗Ｒ１i 、Ｒ２i 、Ｒ
３i 、Ｒ４i の回路網を有している。その値は、下記
〔式１〕によって表される重み付けられたパルスＸ+ 、
Ｘ-、Ｙ+ 、Ｙ- を定義するように既知の方法により決
定される。
Ｔi が抵抗Ｒ５i 及び分解能ダイオードと呼ばれるダイ
オードＤi を介して接続された重み付け回路10i を備え
る。この重み付け回路は、抵抗Ｒ１i 、Ｒ２i 、Ｒ
３i 、Ｒ４i の回路網を有している。その値は、下記
〔式１〕によって表される重み付けられたパルスＸ+ 、
Ｘ-、Ｙ+ 、Ｙ- を定義するように既知の方法により決
定される。
【００１８】
【式１】
【００１９】加算演算は、重み付けられたパルスＸ+ に
対応する参照番号１ｌの加算回路のような４つの加算回
路によってγ線カメラの全ての光電子増倍管について実
施される。これらの加算回路には、全て、光電子増倍管
の組、すなわち、ここで記載した光電子増倍管ｉとｉと
は異なる他の光電子増倍管ｊとに組み合わされた全ての
重み付け回路が接続されている。全ての光電子増倍管か
ら来る信号は、加算器の負の端子に入力され、一方、そ
れらの正の端子は、例えば、0.2 Ｖに等しい分解能閾値
ＲＴと呼ばれる電位にされる。検出されたシンチレーシ
ョンのＸ及びＹ座標は、下記〔式２〕によって決定され
る：
対応する参照番号１ｌの加算回路のような４つの加算回
路によってγ線カメラの全ての光電子増倍管について実
施される。これらの加算回路には、全て、光電子増倍管
の組、すなわち、ここで記載した光電子増倍管ｉとｉと
は異なる他の光電子増倍管ｊとに組み合わされた全ての
重み付け回路が接続されている。全ての光電子増倍管か
ら来る信号は、加算器の負の端子に入力され、一方、そ
れらの正の端子は、例えば、0.2 Ｖに等しい分解能閾値
ＲＴと呼ばれる電位にされる。検出されたシンチレーシ
ョンのＸ及びＹ座標は、下記〔式２〕によって決定され
る：
【００２０】
【式２】
【００２１】光電子増倍管ｉの出力は、また、抵抗Ｒ５
i を介して、直線化回路20i に接続されており、その直
線化回路20i では、エネルギー信号Ｅを受けるポテンシ
ョメータ21と増幅器22とを備える回路によって出力され
た直線性閾値ＬＴが、直線性ダイオードと呼ばれるダイ
オードＤ１i に入力される。ダイオードＤ１i は抵抗Ｒ
i と直列に接続されている。
i を介して、直線化回路20i に接続されており、その直
線化回路20i では、エネルギー信号Ｅを受けるポテンシ
ョメータ21と増幅器22とを備える回路によって出力され
た直線性閾値ＬＴが、直線性ダイオードと呼ばれるダイ
オードＤ１i に入力される。ダイオードＤ１i は抵抗Ｒ
i と直列に接続されている。
【００２２】図２（ａ）及び図２（ｂ）に図示したよう
に、光電子増倍管ｉが患者に注入された放射性元素から
のγ線放出に続いて生じた光シンチレーションに応答し
て、その出力ＯＵＴi で電気パルスＩｍｐi を生成する
時、直線性閾値ＬＴは、同時に直線性ダイオードＤ１i
の入力に入力される。通常、電気パルスＩｍｐi は、−
３Ｖのピーク値を有し、一方、直線性閾値ＬＴは約−0.
2 Ｖのピーク値を有する。
に、光電子増倍管ｉが患者に注入された放射性元素から
のγ線放出に続いて生じた光シンチレーションに応答し
て、その出力ＯＵＴi で電気パルスＩｍｐi を生成する
時、直線性閾値ＬＴは、同時に直線性ダイオードＤ１i
の入力に入力される。通常、電気パルスＩｍｐi は、−
３Ｖのピーク値を有し、一方、直線性閾値ＬＴは約−0.
2 Ｖのピーク値を有する。
【００２３】本発明によるγ線カメラの光電子増倍管
は、所定の反復周波数、例えば１kHzで、すなわち、１
ミリ秒毎に放出される較正された光パルスによる利得補
正を備える。これらの光パルスは、互いに密接するよう
に配置された３つの六角形光電子増倍管に近接して配置
された発光ダイオードによって与えることができる。図
２（ａ）によると、較正発光ダイオードによって放出さ
れた光の強さは、光電子増倍管によって出力された対応
する電気パルスが−２Ｖである最小値Ｍｉｎから−９Ｖ
に等しい最大値Ｍａｘとの間で変化し、平均値ｍは−5.
5 Ｖであるようにされる。このパルスの持続期間ＰＬＥ
Ｄは、例えば、約1.75μｓである。
は、所定の反復周波数、例えば１kHzで、すなわち、１
ミリ秒毎に放出される較正された光パルスによる利得補
正を備える。これらの光パルスは、互いに密接するよう
に配置された３つの六角形光電子増倍管に近接して配置
された発光ダイオードによって与えることができる。図
２（ａ）によると、較正発光ダイオードによって放出さ
れた光の強さは、光電子増倍管によって出力された対応
する電気パルスが−２Ｖである最小値Ｍｉｎから−９Ｖ
に等しい最大値Ｍａｘとの間で変化し、平均値ｍは−5.
5 Ｖであるようにされる。このパルスの持続期間ＰＬＥ
Ｄは、例えば、約1.75μｓである。
【００２４】光パルスの印加中、直線性閾値ＬＴが０Ｖ
に維持されているならば、一般式〔式３〕：
に維持されているならば、一般式〔式３〕：
【００２５】
【式３】
【００２６】によって表される抵抗Ｒ５i の出力の電圧
Ｖは、ＬＴ＝０、ＯＵＴi ＝ｍ＝−5.5 Ｖ、Ｒi ＝ 422
Ω及びＲ５i ＝ 1.3ＫΩで、−1.8 Ｖに等しい。 0.6Ｖ
の値は、ダイオードＤ１i の逆バイアス電圧に対応す
る。加算器11によるＮ個の光電子増倍管から来る信号の
加算後に利得Ｇを有する増幅器12によって生成された電
圧ＵＸ+ は、下記〔式４〕によって与えられる。
Ｖは、ＬＴ＝０、ＯＵＴi ＝ｍ＝−5.5 Ｖ、Ｒi ＝ 422
Ω及びＲ５i ＝ 1.3ＫΩで、−1.8 Ｖに等しい。 0.6Ｖ
の値は、ダイオードＤ１i の逆バイアス電圧に対応す
る。加算器11によるＮ個の光電子増倍管から来る信号の
加算後に利得Ｇを有する増幅器12によって生成された電
圧ＵＸ+ は、下記〔式４〕によって与えられる。
【００２７】
【式４】
【００２８】Ｎ＝58、Ｒ＝２ＫΩ、Ｒ１i 平均＝15ＫΩ
及びＧ＝5.2 では、ＵＸ+ ＝＋56Ｖが得られる。これ
は、10μｓに達する可能性のある飽和後回復時間を含
む、出力増幅器の実質的な飽和を示し、その期間中、イ
ベントは変形されてはいるが、にもかかわらず考慮され
る。この結果、シンチレーションの位置決定のエラーが
生じ、従って、γ線カメラによって形成された画像の妨
害が生じる。
及びＧ＝5.2 では、ＵＸ+ ＝＋56Ｖが得られる。これ
は、10μｓに達する可能性のある飽和後回復時間を含
む、出力増幅器の実質的な飽和を示し、その期間中、イ
ベントは変形されてはいるが、にもかかわらず考慮され
る。この結果、シンチレーションの位置決定のエラーが
生じ、従って、γ線カメラによって形成された画像の妨
害が生じる。
【００２９】現実には、直線性閾値ＬＴは、光パルスの
間、飽和し従って負である電圧源Ｅから来るので、飽和
はより大きいことさえあり、従って、Ｖの値は−5.5 Ｖ
であり、ダイオードＤ１i は抑止されている。逆に、例
えば、 2.5μｓに等しい較正光パルスの持続期間ＰＬＥ
Ｄに少なくとも等しい期間ＰＬＴの間、Ｕ＝＋２Ｖに等
しい直線性抑止閾値が、上記の反復周波数で電子切り換
えスイッチ23を作動させることによって入力されると、 Ｖ＝−0.29Ｖ が得られる。
間、飽和し従って負である電圧源Ｅから来るので、飽和
はより大きいことさえあり、従って、Ｖの値は−5.5 Ｖ
であり、ダイオードＤ１i は抑止されている。逆に、例
えば、 2.5μｓに等しい較正光パルスの持続期間ＰＬＥ
Ｄに少なくとも等しい期間ＰＬＴの間、Ｕ＝＋２Ｖに等
しい直線性抑止閾値が、上記の反復周波数で電子切り換
えスイッチ23を作動させることによって入力されると、 Ｖ＝−0.29Ｖ が得られる。
【００３０】従って、分解能ダイオードＤi は抑止さ
れ、ＵＸ+ ＝０である。この時、出力増幅器はもはや飽
和しておらず、従って、飽和後の回復に関する有害な作
用を排除する。実際、信号ＵＸ+ ≦５Ｖを与えるダイオ
ードには僅かな導通電流が存在し、この時、出力増幅器
はもはや飽和していない。Ｘ+ 座標について上記に記載
した説明は、また、Ｘ- 、Ｙ+ 及びＹ- 座標にも有効で
ある。
れ、ＵＸ+ ＝０である。この時、出力増幅器はもはや飽
和しておらず、従って、飽和後の回復に関する有害な作
用を排除する。実際、信号ＵＸ+ ≦５Ｖを与えるダイオ
ードには僅かな導通電流が存在し、この時、出力増幅器
はもはや飽和していない。Ｘ+ 座標について上記に記載
した説明は、また、Ｘ- 、Ｙ+ 及びＹ- 座標にも有効で
ある。
【図１】 １つの光電子増倍管に限定した、本発明によ
るγ線カメラの位置決定のための部分回路の概略図であ
る。
るγ線カメラの位置決定のための部分回路の概略図であ
る。
【図２】 （ａ）は、図１の光電子増倍管の出力信号の
タイミングチャートであり、（ｂ）は、（ａ）のクロッ
ク図に対応する、図１の光電子増倍管に入力された直線
性閾値のタイミングチャートである。
タイミングチャートであり、（ｂ）は、（ａ）のクロッ
ク図に対応する、図１の光電子増倍管に入力された直線
性閾値のタイミングチャートである。
ｉ、ｊ 光電子増倍管 Ｄi 、Ｄ１i ダイオード Ｒ１i 〜Ｒ５i 抵抗 Ｉｍｐi 電気パルス ＯＵＴi 出力 10i 重み付け回路 20i 直線化回路 21 ポテンショメータ 22 増幅器 23 電子切り換えスイッチ
Claims (1)
- 【請求項１】 シンチレータ結晶内においてγ線の作用
で生成するシンチレーションの位置決定手段と位置決定
回路とを備えるγ線カメラであって、上記位置決定手段
は、較正された光パルスによって得られる利得制御を備
える光電子増倍管のアレーを備え、上記位置決定回路に
おいては、各光電子増倍管は、出力加算器に接続された
抵抗回路網を備える重み付け回路に、分解能ダイオード
と呼ばれるダイオードを介して接続されており、更に、
直線性信号と呼ばれる信号を与える直線化回路にも接続
されており、上記直線化回路は更に、較正された光パル
スの持続期間に少なくとも等しい期間の間、その光パル
スに応答して上記光電子増倍管から生成された電気パル
スに対して上記分解能ダイオードを抑止するパルスを与
える手段を備えることを特徴とするγ線カメラ。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| FR9300805 | 1993-01-27 | ||
| FR9300805A FR2700859B1 (fr) | 1993-01-27 | 1993-01-27 | Gamma-caméra à compensation de gain. |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0749383A true JPH0749383A (ja) | 1995-02-21 |
Family
ID=9443405
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP6024817A Withdrawn JPH0749383A (ja) | 1993-01-27 | 1994-01-27 | 利得補正を備えるγ線カメラ |
Country Status (8)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5373161A (ja) |
| EP (1) | EP0609117B1 (ja) |
| JP (1) | JPH0749383A (ja) |
| AT (1) | ATE152838T1 (ja) |
| CA (1) | CA2114198A1 (ja) |
| DE (1) | DE69402997D1 (ja) |
| FR (1) | FR2700859B1 (ja) |
| IL (1) | IL108423A0 (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US10126444B2 (en) | 2015-09-29 | 2018-11-13 | Shenyang Neusoft Medical Systems Co., Ltd. | Calibrating gain of scintillator detector |
Families Citing this family (11)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5449897A (en) * | 1994-10-03 | 1995-09-12 | Adac Laboratories | Automatic gain calibration for gamma camera system |
| US5677536A (en) * | 1996-06-19 | 1997-10-14 | Smv America | Gamma camera with on the fly calibration for PMT drift |
| FR2753279B1 (fr) * | 1996-09-09 | 1998-11-13 | Smv Int | Procede de traitement des impulsions delivrees par une gamma camera et gamma camera mettant en oeuvre ce procede |
| CA2212196A1 (en) * | 1997-08-01 | 1999-02-01 | Is2 Research Inc. | Medical diagnostic apparatus and method |
| US6583424B2 (en) * | 2001-06-25 | 2003-06-24 | Agilent Technologies Inc. | Scanning system with calibrated detection and method |
| AU2003303585A1 (en) * | 2002-12-20 | 2004-07-29 | Board Of Regents, The University Of Texas System | Methods and apparatus for tuning scintillation detectors |
| US7580837B2 (en) | 2004-08-12 | 2009-08-25 | At&T Intellectual Property I, L.P. | System and method for targeted tuning module of a speech recognition system |
| US7242751B2 (en) | 2004-12-06 | 2007-07-10 | Sbc Knowledge Ventures, L.P. | System and method for speech recognition-enabled automatic call routing |
| US7751551B2 (en) | 2005-01-10 | 2010-07-06 | At&T Intellectual Property I, L.P. | System and method for speech-enabled call routing |
| US8005204B2 (en) | 2005-06-03 | 2011-08-23 | At&T Intellectual Property I, L.P. | Call routing system and method of using the same |
| US12181627B2 (en) * | 2018-05-01 | 2024-12-31 | Halliburton Energy Services, Inc. | Sourceless gain stabilization for scintillation counting tools |
Family Cites Families (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US3980886A (en) * | 1973-11-21 | 1976-09-14 | Raytheon Company | Gamma camera display system |
| US4475042A (en) * | 1981-06-15 | 1984-10-02 | Siemens Gammasonics, Inc. | Dynamic threshold for scintillation camera |
| FR2546632B1 (fr) * | 1983-05-27 | 1985-07-12 | Thomson Csf | Procede de traitement des impulsions delivrees par une gammacamera et gammacamera mettant en oeuvre ce procede |
| JPH0627831B2 (ja) * | 1985-08-21 | 1994-04-13 | 株式会社東芝 | シンチレ−シヨンカメラ |
| US5004904A (en) * | 1988-06-17 | 1991-04-02 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Method and system for controlling gain and offset in radiation measurement apparatus |
| US5237173A (en) * | 1992-04-01 | 1993-08-17 | Independent Scintillation Imaging Systems, Inc. | Gain calibration in a scintillation camera |
-
1993
- 1993-01-27 FR FR9300805A patent/FR2700859B1/fr not_active Expired - Fee Related
-
1994
- 1994-01-21 EP EP94400127A patent/EP0609117B1/fr not_active Expired - Lifetime
- 1994-01-21 DE DE69402997T patent/DE69402997D1/de not_active Expired - Lifetime
- 1994-01-21 AT AT94400127T patent/ATE152838T1/de not_active IP Right Cessation
- 1994-01-25 CA CA002114198A patent/CA2114198A1/fr not_active Abandoned
- 1994-01-25 IL IL10842394A patent/IL108423A0/xx unknown
- 1994-01-26 US US08/186,588 patent/US5373161A/en not_active Expired - Fee Related
- 1994-01-27 JP JP6024817A patent/JPH0749383A/ja not_active Withdrawn
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US10126444B2 (en) | 2015-09-29 | 2018-11-13 | Shenyang Neusoft Medical Systems Co., Ltd. | Calibrating gain of scintillator detector |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| EP0609117A1 (fr) | 1994-08-03 |
| CA2114198A1 (fr) | 1994-07-28 |
| FR2700859A1 (fr) | 1994-07-29 |
| DE69402997D1 (de) | 1997-06-12 |
| ATE152838T1 (de) | 1997-05-15 |
| FR2700859B1 (fr) | 1995-03-31 |
| IL108423A0 (en) | 1994-04-12 |
| EP0609117B1 (fr) | 1997-05-07 |
| US5373161A (en) | 1994-12-13 |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A300 | Application deemed to be withdrawn because no request for examination was validly filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A300 Effective date: 20010403 |