JP2013524245A - 放射性医薬品の濃度測定システムおよび方法 - Google Patents

Abstract

【解決手段】 放射性医薬品の放射能濃度を測定するシステムは、容器、インタロゲーション領域、放射線検出器、信号捕獲装置およびマイクロプロセッサシステムを含む。インタロゲーション領域は容器に関連する。インタロゲーション領域から放出される放射線の検出に焦点を合わせた放射線検出器。インタロゲーション領域の放射線測定値を得ることが可能な信号捕獲装置。信号捕獲装置とデータ交信のあるマイクロプロセッサシステム。マイクロプロセッサシステムは、信号捕獲装置からのインタロゲーション領域に含まれる放射線を放出する放射性医薬品の放射能濃度を計算する能力がある。
【選択図】 図１ａ

Description

本出願は、米国仮出願番号第６１／３２２，５５５号（２０１０年４月９日出願）の利益を主張するもので、参照によりその内容を本書に組み込む。

本発明は、放射性医薬物質と共に使用するための送達の方法、システム、およびその成分に関連し、具体的には、送達のための放射性医薬物質の比放射能または放射線濃度の決定に使用する方法および成分に関連する。

放射性医薬物質は、医療分野で治療と診断の両方の目的でよく知られている。封入した放射性医薬物質（「シード」として）が、照射をし、それによって腫瘍細胞を殺すために、前立腺腫瘍などの固形腫瘍に挿入されてきた。血管形成術後に、血管内の管腔細胞を放射性物質（バルーンカテーテルで所定位置に保持）に短時間暴露させることが、血管内での再狭窄の発生を減少させるために使用されてきた。

これらの治療用途に加え、放射性医薬品は、医療介入を必要とする組織の診断を手助けするために、特定のイメージング技術におけるトレーサーとしての役目をしうる。こうした２つのイメージング技術が、ポジトロン放出断層撮影法（ＰＥＴ）と単一光子放出型コンピュータ断層撮影法（ＳＰＥＣＴ）である。ＰＥＴイメージングにおいて、核種（^１８Ｆなど）を放出するポジトロンを保有する放射性医薬品が、患者の脈管構造に注入される。放射性核種により放出されたポジトロンは、その近傍の電子と衝突し、相対する軌道を持つ一対のγ線を放出する。対になったγ線は、患者の反対側に配置されたセンサーによって検出され、放射性医薬品の位置がこうして決定される。一例として、^１８Ｆ−フルオロデオキシグルコース（ＦＤＧ）が、ＦＤＧを優先的に取り入れる腫瘍細胞を検出するために、日常的に使用されている。ＳＰＥＣＴイメージングにおいて、放射性医薬品は、その分解中に単一のγ線光子を放出する放射性核種を保有する。ＰＥＴの場合と同様、γ線は、患者の周囲に配置されたセンサーにより検出され、放射性医薬品の位置が決定される。非限定的な例として、^９９ｍテクネチウムセスタミビが、患者の脈管構造に投与され、核種が心臓を通過するのがモニターされる。この方法は、心臓がどの程度うまく心室から血液を駆出できるかに関する情報を心臓病専門医に提供する。

診断用放射性医薬品からの放射線用量は単回のイメージング手順を受ける単一の患者にとって最低限ではあるが、トレーサーを注入する臨床検査技師や医師などにとっての蓄積用量は、相当なものとなりうる。これは、技師または医師が日常的に注入する必要のある患者の数によるものである。その結果として、放射性医薬品への過剰な被爆から医師または技師を遮蔽するのを助けるために、多数の装置が開発されてきた。放射性医薬品の手動注入については、注射器本体に遮蔽物質を組み込んだ注射器（米国特許番号第４，９６８，３０５号、タカハシほか）が開発され、また携帯型遮蔽注射器ホルダー（米国特許番号第４９９４０１２号、ナカヤマほか）も開発された。こうした手動装置に加えて、自動装置についても記載がある。こうした装置の例は、米国特許番号第６，７６７，３１９号、レイリーほか（参照により本明細書に組み込む）、ＰＣＴ特許広報ＷＯ ２００４／００４７８７（Ｖａｎ Ｎａｅｍｅｎほか、参照により本明細書に組み込む）、ＥＰＯ特許広報ＥＰ １，６１６，５８７（Ｂｕｃｋ、参照により本明細書に組み込む）、および米国特許広報第２００８／０１７７１２６号（Ｔａｔｅほか、参照により本明細書に組み込む）に記載がある。これらの装置の用途は、主にＰＥＴイメージング（さらに具体的にはＦＤＧの使用）を対象とするものであるが、ＳＰＥＣＴイメージング手順用のＳＰＥＣＴ放射性医薬品を注入するための類似した種類の装置を使用することもできる。

ＢｕｃｋおよびＴａｔｅほかを特に参照するが、自動注入器は、一般に以下の構成要素を備えている。バイアルまたはその他の容器など、放射性医薬品のバルク線源は、注入器内の遮蔽された環境内に配置される。針、カニューレ、またはその他のアクセス装置は、放射性医薬物質へのアクセスを許容するように容器内に挿入される。アクセス装置から第一のポンピング装置への流体通路がさらに提供され、これには、注射器およびアクチベータまたは蠕動ポンプが含まれうる。生理食塩水などの非放射性フラッシング物質の供給源も第二の流体通路と共に提供されるが、これは、第二のポンピング装置と結合させることも、または弁機構を通して第一のポンピング装置と流体連通させることもできる。第二のポンピング装置を使用した例において、その出力は、補助的な弁機構を通して第一のポンピング装置の出力と流体連通させることができる。第一のポンピング装置の出力端は、電離箱などの放射線検出器装置を通過させるように配置された第三の流体通路と流体連通している。第三の流体通路は、その内部の流体の方向を廃物容器、または放射性医薬物質を医療目的でレセプタクルまたは患者に送達しうる送達装置のいずれかに制御する第二の弁機構に結合している。適切なソフトウェアが実行されているコンピュータは、モーター制御装置を介して、第一および第二のポンピング装置の動作を制御することができ、またさらに弁機構を制御しうる。注入装置には、使用者に情報（放射線検出器により検出される放射線の量など）を表示するモニターや、使用者が注入器の操作に関連する情報を入力できるコンピュータへの入力装置（キーボードなど）を備えうる。

機能的な観点から、こうした自動装置を以下の方法で使用しうる。技師または医師は、放射性物質を含む溶液を予め充填したバルク容器またはバイアルを注入器内の遮蔽されたレセプタクルに装填しうる。比放射能（単位容積当たりのＢｑまたはＣｉとして報告されたもの）など、放射性物質の量を、予め充填したバイアルのラベルに押印することができる。別の方法として、バイアルの全活性（ＢｑまたはＣｉとして）は、流体の既知または想定される容積でバイアルに表示されうる。いったん予め充填されたバイアルまたは容器が遮蔽されたレセプタクルに装填されると、アクセス装置が容器に、医師または技師により手動で、または注入器により自動的に装填される。同様に、例えば容器または吊り下げ袋からの非放射性フラッシング物質の供給源も同じく提供される。次に、医師または技師が、注入器に供給された第二の流体通路にフラッシング物質を連結することができる。注入器内のさまざまな流体通路は、非放射性フラッシング物質を使用して、ポンピングプロセスの手段により、空気のパージをしうる。空気をパージするプロセスの結果、流体通路がフラッシング物質で充填され、使用の際に空気が一切存在しない。その後、医師または技師が、送達のための放射性医薬品の用量を供給するように、注入器を作動させる。送達に必要とされる放射線の量を送達するために、注入器をプログラムする各種の方法を選択しうる。例えば、医師または技師の使用者は、注入器のインターフェース装置を介して放射性医薬品の合計送達容積を入力しうる。別の方法として、使用者は、最終的用量に対する全放射能活性を入力しうる。こうした例において、注入器コンピュータ内のソフトウェアは、放射性医薬品供給源内の液体の比放射能に関する情報を有し、および送達する最終的な容積を決定するための計算を実施することになる。ヒト患者が用量の受け手である場合、その患者に関連するパラメータ（身長や体重など）を注入器に入力しうる。こうした例において、注入器コンピュータ内のソフトウェアは、こうした情報を使用して、送達する放射性医薬品の適切な量を活性として決定し、その後で送達する放射性医薬品供給源からの合計容積を計算しうる。これらの例は、網羅的に解釈されるものではなく、送達する特定容積の放射性医薬品を送達するように注入器をプログラムするために、その他の方法を使用することもできる。

いったん放射性医薬品の容積が決定されると、注入器が適切なポンピング機構を作動させ、要求される容積を放射性医薬品の供給源である容器から、第一のポンピング機構の第三の流体経路に移動させる。次に、ポンピング法が起動されて、大量の流体が作用して放射性医薬品の用量が流体通路に沿って押されるように、フラッシング流体供給源からフラッシング流体が第三の流体通路に吐出される。この手段により、放射性医薬品の用量は、放射線検出器の近くに入るまで第三の流体通路に沿って進む。Ｔａｔｅほかに記載のあるとおり、こうした放射線検出器は、イオン検出器を備えうる。こうしたイオン検出器は、中央のアノードと集電用カソードを持ち、その間に電位がかけられる封入容器として簡単に説明される。検出器容器は、検出用ガス（アルゴンなど）で充填される。放射性医薬品により放出された放射線がイオン検出器に入るとき、ガスの一部がイオン化され、その結果、正電荷および負電荷が発生する。負電荷は、集電用アノードに引き付けられ、それによって荷電粒子から電流が生成される。次に、放射線検出器によって生成された電流はさらに、電子機器およびソフトウェアによって処理され、測定された毎秒崩壊数の読取値（ＢｑまたはＣｉとして）が提供される。その結果、注入器には、注入器によって送達中の放射性医薬品の用量により供給される放射線の量に関する直接の情報が供給される。Ｂｕｃｋに記載のあるとおり、測定した用量の活性が十分な量の放射性医薬品に相当しない場合、注入器は、第二の用量を供給するようプログラムでき、第一の用量と併せて、供給されるべき正確な量の放射性医薬品が供給される。

いったん正確な容積の放射性医薬品が第三の流体通路内に存在するようになると、放射性医薬品の全用量が注入器から送達装置を通してその最終目的地に排出される。用量が必要を超える放射能活性を持つ場合には、注入器内の弁機構を起動させて、その用量を廃物容器に送り込み除去することができる。

上記の自動放射性医薬品注入器の例で説明したとおり、バルク医薬品の放射線濃度は、バルクのバイアルにあるラベルの情報によって正しく供給されていると、技師または使用者は推定する。この情報は、用量の計算のために、注入システムに入力する必要がある。濃度のラベル情報が±３０％まで不正確であることは珍しいことではない。こうした不正確さによって、患者の投薬レベルが、希望のレベルを下回ったり、上回ったりすることがある。この理由から、容器に分配された時点で医薬品の比放射能または放射線濃度を直接測定するシステムを、注入システムに含めることが望ましい。

本開示では、放射性医薬品の放射能濃度を測定するためのシステムおよび方法のさまざまな実施態様について説明している。こうした一つの実施態様において、システムは、容器と、容器に関連するインタロゲーション領域と、インタロゲーション領域から放出される放射線に焦点を合わせる放射線検出器と、インタロゲーション領域の放射線測定値を取得することのできる信号捕獲装置と、信号捕獲装置とデータ交信するマイクロプロセッサシステムとを備える。マイクロプロセッサシステムは、信号捕獲装置からのインタロゲーション領域に含まれる放射線を放出する放射性医薬品の放射能濃度を計算する能力がある。

本システムはさらに、インタロゲーション領域と放射検出器の間に配置された少なくとも一つの光学素子を持つ開口部システムを備えうる。インタロゲーション領域内の放射性核種の放射能濃度が、少なくとも一つの光学素子の選択を制御するために開口部システムに供給される。さらに、コリメータは開口部システムに隣接して配置されうる。光学素子は、開口部または減衰物質から選択されうる。また、センサーは、前記インタロゲーション領域の露出領域に合わせた大きさで、それによってインタロゲーション領域から放出される放射線を検出するよう焦点が合わされた結晶を含みうる。

少なくともインタロゲーション領域を含む容器と、少なくともインタロゲーション領域から放出された放射線を検出するための出力を持つ放射線検出器と、電子機器入力とデジタル出力を含む信号捕獲装置であって、前記電子機器入力が放射線検出器出力と電気的に連通したものと、信号捕獲装置デジタル出力とデータ交信しているマイクロプロセッサシステムとを備えた、濃度測定システム内の放射性医薬品の放射能濃度を測定する方法には、少なくともインタロゲーション領域に含まれる放射性医薬品により放出された放射線に前記検出器を露出する手順と、 少なくとも放射線検出器出力からの信号を信号捕獲装置電子機器入力を通して捕獲する手順と、放射線検出器出力から捕獲した信号をそのデジタル表現に変換する手順と、前記信号捕獲電子機器デジタル出力からの前記デジタル表現を前記マイクロプロセッサシステムに通信する手順と、マイクロプロセッサシステム上にある少なくとも一つのソフトウェアモジュールを使用して前記デジタル表現を分析してその少なくとも一つの分析を提供する手順と、前記の少なくとも一つの分析によって計算された全放射能値をもとに前記放射能濃度を計算する手順とが含まれる。

方法にはさらに、複数のソフトウェアモジュールを備えた少なくとも一つのソフトウェアモジュールが含まれうる。加えて、方法には、デジタル表現を分析する手順が含まれ、これにはさらに 複数のエネルギー値および複数のデジタル表現からの前記の複数のエネルギー値のそれぞれれについての複数の発生数を含むヒストグラムを計算する手順と、ヒストグラムを少なくとも一つのエネルギー値およびその少なくとも一つのエネルギー値の少なくとも一つの発生数にウィンドウ設定して、ウィンドウ設定したヒストグラムを生成する手順と、ウィンドウ設定したヒストグラムの少なくとも一つのエネルギー値の発生数を積分して積算値を生成する手順と、積算値を全放射能値に変換する手順とが含まれる。また、積算値は、デジタル表現での非線形用にさらに補正されうる。

本明細書に詳述する様々な実施形態のさらなる詳細と利点は、付随の図と併せて下記の好適実施態様の詳細な説明を考察することで明らかになるであろう。

図１ａは、放射性医薬品のための濃度測定システムのブロック図を図示したものである。 図１ｂは、放射性医薬品用の代替的濃度測定システムのブロック図を図示したものである。 図２は、測定システム構造および信号検出器の側面図を図示したものである。 図３は、本発明のコリメータおよび容器の代替的な実施態様を図示したものである。 図４ａは、検出器、電子的ハードウェア構成要素、およびトランスインピーダンス増幅器を組み込むシステムに基づくソフトウェア処理モジュールを含む測定システムの一実施態様のブロック図を図示したものである。 図４ｂは、積分増幅器を組み込む測定システムの別の実施態様のブロック図を図示したものである。 図４ｃは、いくつかのハードウェア機能がソフトウェアモジュールに組み込まれているトランスインピーダンス増幅器を組み込む測定のまた別の実施態様のブロック図を図示したものである。 図５ａは、測定システムソフトウェア処理モジュールの一つの実施態様のブロック図を図示したものである。 図５ｂは、放射性核種の有効減衰半減期を計算するためのモジュールを含む、測定システムソフトウェア処理モジュールの別の実施態様のブロック図を図示したものである。 図６は、２つの放射性同位体の放射線放出スペクトルを図示したものである。 図７は、複数のインタロゲーション領域および放射線検出器の使用を例証した、濃度測定システム検出器システムの別の実施態様のブロック図を図示したものである。

図１ａは、放射性医薬品活性濃度（あるいは比放射能）測定システム１０のブロック図を図示したものである。測定システムは、ホルダー２０に含まれる放射性医薬流体容器と、少なくとも一つの結晶センサー４０と放射能を検出するために適切な距離で配置された増幅器５０とを持つ放射線検出器３０と、流体容器と放射線検出器の間に配置されたコリメータと、検出器により生成されたアナログ信号を少なくともデジタル化する信号捕獲電子機器７０、検出器信号捕獲電子機器の出力と交信する、マイクロプロセッサベースのＤＳＰソフトウェアサブシステム８０とを備える。オプションとして、開口部ホルダー９０を、コリメータと検出器の間に配置して、検出器での放射線束の入射を調節することもできる。測定システムは、流体の放射性医薬品の活性濃度（以降、濃度）を計算する。別の方法として、図１ｂは、オプションのコリメータ６１または開口部ホルダー９１を持たない代替的な測定システム１１を図示したものである。ただし、検出器は、結晶４０が任意に接してインタロゲーション領域における濃度を測定するように、インタロゲーション領域２２に隣接して適切に配置することができる。

図１ａにおいて、流体容器２６は、測定プロセス中に放射性医薬品を保持する任意の適切なレセプタクルとしうるが、これには、限定されないものの、注射器袋または成型ボトルが含まれる。流体容器２６は、所定の、測定可能な、または明確な容積および断面を持つ、円筒などの任意の明確な幾何学形状で構成される。さらに、流体容器２６は、検出器によって正確な医薬品の放射線の測定がなされるように、それに含まれる最小量の放射性医薬品により放出された放射線の吸収および分散の両方を行う物質で製作される。こうした物質の例としては、限定されないものの、ポリカーボネート、ポリエチレンテレフタレート、アクリル、またはアクリロニトリルブタジエンスチレンなど、低密度の物質がある。流体容器の一部分が、流体の放射線が存在する遮蔽された一定容積の「インタロゲーション領域」２５を形成する。インタロゲーション領域は、検出器により検査が可能である。

流体容器２６は、流体容器ホルダー２０内に位置しうる。この流体容器２６ホルダーは、医薬品により環境に放出される放射線の量を最小限に抑えるために、放射線遮蔽物質、望ましくは例えばタングステンなどの高密度の物質で構成しうる。こうした高密度の物質のその他の実施態様には、限定はされないものの、高密度充填ポリマー化合物Ｔｒｉｌｌｉａｎｔ（登録商標） ＨＣ ＧＲＶ（Ｒａｄｉａｔｉｏｎ Ｐｒｏｔｅｃｔｉｏｎ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｉｅｓ製）で例示される、高比重ポリマー混合物が含まれうる。ホルダー２０には、ラッチ機構を含みうるが、これによって流体容器２６が他のシステム構成要素に関して一定の幾何学形状にしっかりと、かつ着脱可能なかたちで保持される。

図１ａにさらに詳しく図示したとおり、インタロゲーション領域２５は、放射性医薬流体の流体縁部２４ａ、２４ｂのいずれかの側に隣接している。この縁部により、インタロゲーション領域２５の周りの放射線の連続性が保証される。流体容器２６が充填されたときに空隙２７が流体の上にできた場合、空気／流体の境界２８は、境界での過剰な放射線分散の原因となり、空気が充填された部分がインタロゲーション領域２２に近い場合には、最終的に検出器による比放射能の不正確な読取り値につながる。インタロゲーション領域２２の周りの十分な流体の縁部により、この影響が最小限に抑えられる。

明確な所定容積またはインタロゲーション領域を達成するために、コリメータ６０を、容器ホルダーに隣接して配置するか、またはその内部に組み込むことができる。別の方法として、図２に示すとおり、遮蔽された容器ホルダー（および流体容器）は、コリメータ６０に隣接し、それによって流体容器２６とコリメータ６０が互いに関連した一定の幾何学形状を提供することができる。コリメータ６０は、限定されないがタングステンなどの任意の高密度の物質で製作しうる。コリメータ６０は、システムが測定する放射線を、容器２６のインタロゲーション領域内にある放射性医薬流体によって放出される放射線に限定する働きをする。インタロゲーション領域２２の正確な容積は、流体容器の既知の幾何学形状および断面と共に、コリメータ長さおよび直径（流体容器への光学窓を形成）に基づいて取得しうる。インタロゲーション領域から放出される放射線２２のみが、検出器３０により測定される。

さらに、選択可能開口部９０は、随意にコリメータと検出器の間に配置しうる。選択可能開口部は、ホイールまたはスライダーを含めた、放射線の通過を許容する可変開口部のある適切な任意の形状の幾何学形状のものとしうる。放射性医薬品は、^９９ｍＴｃまたは^２０１Ｔｌなどの異なる放射性核種を持つため、放射性医薬品の濃度は大きく変化しうる。非限定的な例として、^９９ｍＴｃを含む放射性医薬品は、１ｍＣｉ／ｍｌ〜１５０ｍＣｉ／ｍｌの濃度範囲であることがあり、一方、^２０１Ｔｌを含む医薬品は、１ｍＣｉ／ｍｌ〜１０ｍＣｉ／ｍｌの濃度範囲であることがある。 飽和を阻止するために、コリメータを通過して検出器に入る放射線の量を低減するために、開口部ホイールを使用しうる。選択可能開口部９０により、検出器３０が広い濃度の範囲の潜在的放射性医薬品に対応できるようになり、また検出器が飽和状態（高濃度レベル）になったり、非常に長い測定時間（低濃度レベル）を必要とすることがなくなる。図２は、選択可能開口部１９０の一つの実施態様を図示したものである。

検出器の入射放射束を制御する代替的実施態様は、インタロゲーション領域の医薬品と結晶検波器の間の光路の長さを変化させる手段に依存しうる。この実施態様（非表示）において、減衰要素を含むホイールが、移動可能なガントリー上の検出器に取り付けられた第二の伸縮式コリメータに置き換えられている。伸縮式コリメータは、固定コリメータに隣接し、それにより、単一で可変長の視準経路を形成する。ガントリーを移動することにより、使用者は、インタロゲーション領域から検出器までの光路を短くしたり、長くしたりすることができ、それにより周知の光学的原理に従い検出器への放射線入射の量を変更しうる。

放射線検出器３０は、容器ホルダー２０、コリメータ６０、およびオプションの開口部／減衰器９０の下流に位置する。放射線検出器３０は、関心エネルギー範囲に適切な最近の各種放射線感知技術を使用しうる。模範的な放射線感知技術には、閃光放出物質を含むＳｉピンまたはアバランシェフォトダイオードアレイ（ケイ素（シリコン）ＰＭＴ）、またはカドミウム／亜鉛／テルル化合物（ＣＺＴ）またはカドミウム／テルル化合物（ＣＴ）結晶ベースの検出器が含まれる。こうしたセンサーは、高感度のほか、小型および低コストの利点を持つ。ＣＺＴセンサーは、ＣＺＴ結晶（センサー）を備え、その全体にアノードおよびカソードを介して電位がかけられる。入射γ線またはＸ線（本明細書ではイオン化光子または光子）は、電子正孔対のパルスを生成し、それぞれアノードおよびカソードに移動する。電子のパルスは、高い移動性のために、より高速で移動し、一般に阻止コンデンサによりアノードで収集される（これにより、電荷増幅器が、アノードに存在する高電圧バイアスから保護される）。生成される電子正孔対の数は、結晶により吸収される光子のエネルギーに比例し、アノードで電荷のパルスが提供される。

結晶の電流出力はその後の使用に備えて増幅を必要としうるため、検出器３０はさらに増幅器５０を含みうる。短時定数／高帯域トランスインピーダンス増幅器、あるいは積分増幅器は、結晶により生成された電流パルスを受信しうるこうした増幅器の２つの非限定的な例である。放射線検出器３０、信号捕獲電子機器２０、およびマイクロプロセッサ／ＤＳＰ８０については、図４ａｃにさらに詳しく図示している。

検出器３０は、信号捕獲電子機器により捕獲されデジタル化されるアナログ信号を生成する。図４ａは、トランスインピーダンス増幅器を含みうる検出器１３０を図示したものである。検出器出力パルスは、信号捕獲またはパルス整形および捕獲モジュール１７０のＡ／Ｄコンバータによりデジタル化される前に、ハードウェア構成要素を用いてさらに調整されうる。このプロセスは図４ａにさらに詳しく図示されている。図４ｃに示した代替的な一実施態様として、トランスインピーダンス増幅器出力パルスをＡ／Ｄコンバータで直接捕獲して、さらなる信号の調整をＤＳＰソフトウェアのソフトウェアモジュールで提供しうる。図４ｂに示した別の実施態様において、マイクロプロセッサ／ＤＳＰシステム２８０でさらに処理するために、積分増幅器２３８のアナログ出力を単にＡ／Ｄコンバータ２７２によりデジタル化しうる。

次に、デジタル化された検出器データ出力は、図４ａ〜ｃに示すとおり、濃度検出器システムのマイクロプロセッサ１８０、２８０、または３８０に伝送される。マイクロプロセッサは、データを分析するために任意数のデジタル信号処理（ＤＳＰ）アルゴリズムを実行しうる。こうしたアルゴリズムには、限定はされないものの、各パルスに関連した光子エネルギーを決定するためにパルス形状をウィンドウ化する、パルスデータに関連するエネルギーを放射線スペクトルにヒストグラム化する、特徴的なエネルギーピークを識別するためにエネルギースペクトルを整形する、エネルギースペクトルに基づき核種を識別する、放射性医薬品サンプルの比放射能を計算する、およびインタロゲーション区域内の放射性医薬品サンプルの半減期を計算するといったアルゴリズムが含まれうる。

図２は、図１で説明した放射性医薬品濃度測定システムの代替的実施態様を図示したものである。図２は、プランジャーを持つ注射器型の流体容器と、流体容器で測定された放射性医薬品のための遮蔽された流体通路と、ラッチ機構を持つ遮蔽された流体容器ホルダーと、開口部ホイールと、放射線検出器組立品とを備えた、好適実施態様を具体的に図示したものである。放射線検出器組立品はさらに、電気的に遮蔽された筐体内に位置するセンサー結晶、増幅器、およびパルス整形および捕獲電子機器（どれも非表示）を備えうる。

図２に図示した実施態様において、流体容器は、測定プロセス中に放射性医薬品を保持する注射器を備える。注射器は、注射器の下に位置するプランジャーの作動によって充填または排出しうる。こうした作動は、手動で、または電子的またはコンピュータ制御下にある機械的方法により達成しうる（非表示）。

図３は、流体容器３２０の別の実施態様を図示したものである。放射性医薬流体は、流体を流体容器に流入させた後、そこから流出させる弁機構により、容器開口部に送達されうる。流体容器３２０は、注射器を覆う八角形である。

流体容器は、遮蔽された流体容器ホルダー内に位置する。流体容器ホルダーは、望ましくは、医薬品により環境に放出される放射線の量を最低限に抑えるためにタングステンまたはその他の高密度物質で構成される。図２において、シールドには、流体容器を覆ってスライドし、所定位置でラッチがかかりうる遮蔽ブロック１９１を含みうる。ホルダー１２０により、その他の光学構成要素（コリメータおよびオプションの開口部／減衰器）および、放射線センサーに対して、流体容器１２６が一定の幾何学形状で維持されることが確保される。

流体容器１２６に隣接するのは、コリメータでありうる。図３において、遮蔽された容器ホルダー１２０によって、流体容器１２６をコリメータまたは選択可能開口部１９０に強制的に隣接させて、流体容器およびコリメータの一定の幾何学形状を確保しうる。例えば、図２に図示した実施態様において、コリメータ６０は、流体容器２０と選択可能開口部９０ホイールの間に挟まれる。

図３に示すとおり、選択可能開口部ホイール１９０は、各種の平円盤またはディスク１９０ａ、１９０ｂ、１９０ｃを備えうる。各ディスクは、患者に注入される放射性核種の種類に対して適切であるとして選択された異なる減衰／遮蔽物質としうる。減衰／遮蔽物質は、検出器３０が適切に放射能を決定できるよう、放射線のレベルを調節するために選択される。２つの模範的な物質は、鉛およびタングステンである。各ディスクには、ピンホール１９５または薄切片１９７が含まれうるが、どちらも適切な量の減衰を提供する。ピンホールは異なる直径を持ちうる一方、薄切片は異なる厚みを持ちうるが、どちらの構成でも検出器に衝突する、より大きなまたは小さな量の放射線が許容される。さまざまな開口部があると、０．１２０インチ直径の開口部は^２０１Ｔｌを含む医薬品になど、それぞれの特定の開口部を特定の放射性核種に関連させうる。

ピンホール開口部は、開口部ホイールの一部として製作することも、または個別の着脱可能なディスクに開口部の穴を含めて、ホイールにある受け用ウェルに挿入することもできる。次に、着脱可能な開口部ディスクは、止めネジの使用によるなど、当業者に既知の任意のさまざまな手段を用いて、ウェル内に固定しうる。着脱可能な開口部ディスクの使用は、前に使用したものと異なる濃度または放射性核種を持つ放射性医薬品を処置に用いる必要があるときに、濃度測定システムの使用者にとって有用性を見出しうる。こうした例において、センサーに衝突する放射線を減衰するために、異なる放射性核種のための開口部とは異なる組の開口部が必要な場合がある。開口部ホイールは、オペレーターが手動で、またはマイクロプロセッサの制御下にある電動システムにより移動しうる。どちらの実施態様においても、開口部ホイールを指定した向きに一時的に固定して、開口部ピンホールとコリメータとの整列を確保しうる。図３に図示した実施態様において、開口部ホイールの端にある移動止めは、バネ仕掛けのボールと結合させて、ホイールの整合が正確であることを確保しうる。

開口部ホイールまたは選択可能開口部には、センサーや関連する電子機器の適切な機能を確認するために、既知の放射性基準線源も含めることができる（^２４１Ａｍなど）。基準線源は、例えば、検出器および電子機器が一貫して動作することを確認するために、毎日、濃度センサーの電源を初めて入れたときに使用しうる。代替的な線源を使用者が使用することもでき、また測定システムの使用者が、開口部ホイールにどのような活性線源を持つことも希望しないこともある。こうした較正線源は、着脱可能な開口部ディスクと類似したディスクの様式とすることもでき、これは開口部ホイールのウェルに導入したり、そこから除去することができる。別の方法として、減衰用ホイルや鉛、タングステンまたはその他の減衰物質で構成される物質の薄板など、開口部の代わりに、その他の光学減衰要素を使用することもできる。医薬品によりインタロゲーション区域内に放出され、コリメータおよび開口部を通過する放射線は、その後、放射線検出器により検出される。図１ａで例示したとおり、増幅用電子機器付きのＣＺＴ検出器をこうした検出器として使用しうる。こうしたＣＺＴ 検出器は、一辺が２０ ｍｍの立方体ほどの小さな組立品内部に格納でき、またコンピュータが獲得および使用するために必要なデータを供給する調整用電子機器を搭載した小さな回路基板に取り付けうる（例えば、ｅＶ ＭｉｃｒｏｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃｓｉＧＥＭセンサーモジュール［ｈｔｔｐ：／／ｗｗｗ．ｅｖｍｉｃｒｏｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃｓ．ｃｏｍ／ｉｇｅｍｓｍ．ｈｔｍｌ（２００９年１１月１３日閲覧）］を参照）。図２に図示したとおり、こうした放射線検出器は、検出器電子機器が拾う周囲の電子的雑音の量を低減するための電気的遮蔽を持つ筐体内部に格納しうる。

図３は、放射性医薬流体容器３２６の別の実施態様を図示したものである。この図において、容器は、円筒形の注射器としては製作されず、むしろ並行した一対の平坦な表面（表と裏）を持ち、断面が長方形である。この流体容器は、流体送達用チューブと直列に挿入され、それによって放射性医薬品を流体容器に送達しうる、射出成型可能な部品として製作されうる。この「パンケーキ」型のチェンバは張り出し部があり、インタロゲーション領域の周りに追加的な流体の縁部を提供し、また平坦な正面を持つ。張り出したパンケーキ型サンプルチャンバに対して、測定精度に影響を及ぼしうる重要な寸法は、流体チャンバの（コリメータの長軸に沿った）厚み／深さである。張り出した流体チャンバの実施態様で、一つの利点は、検出器と線源（流体）の距離を固定する際に、平坦な正面をコリメータと容易に結合できることである。その上、コリメータとチャンバとの間の横方向の整列の重要度がそれによって低減される。

図４ａ〜ｃは、図１に図示した濃度測定システムについて拡大したブロック図の実施態様を示す。図４ａに図示した実施態様において、検出器１３０、パルス整形および捕獲モジュール１７０およびマイクロプロセッサ１８０が含まれている。検出器１３０には、トランスインピーダンス増幅器１３８と、マイクロプロセッサ／ＤＳＰセクションに導入されたソフトウェアモジュールによって処理するためにデジタル化された調整済みパルスを生成するパルス整形／捕獲電子機器とが含まれる。図４ｂに図示した実施態様では、パルス／捕獲モジュール２７０への電圧出力を供給した後、マイクロプロセッサ／ＤＳＰモジュール１３０に供給する積分増幅器２３８を採用している。図４ｃに図示した実施態様でも、検出器内に積分増幅器を採用しているが、出力パルスは、その全体がマイクロプロセッサ／ＤＳＰ内でのさらなる情報処理のためにデジタル化される前にのみ整形される。

図４ａに図示したとおり、検出器１３０は、限定はされないが、すでに図１で説明した検出器構造（流体ホルダー、流体ホルダーシールド、またはその他の適切な結晶検波器コリメータ、および開口部）と、放射線検出器センサー（ＣＺＴ結晶検波器など）とその高電圧バイアス供給と、検出器出力信号を増幅する増幅器とを備える。図４ａにおいて、検出器増幅器は、トランスインピーダンス増幅器である。トランスインピーダンス増幅器は、計数用アプリケーションで、またスペクトル収集の際に、一般に使用される。こうした計数アプリケーションには、特定時間内に受信したパルスの数の決定や、特定数のパルスを収集するために必要な時間の決定を含むことがあり、例えば、計数統計を改善するために少なくとも数千（例えば４０，０００）といった多数のパルスを計数しうる。電圧パルスの高さは、収集された電荷の量に比例し、これはすなわち、入ってくる光子のエネルギーに比例する。

図４ａに図示したパルス整形および捕獲モジュール１７０は、放射線検出器１３０から信号出力パルスを受信する。パルス整形および捕獲電子機器１７０のハードウェア構成要素は、限定されないが、パルス整形のための電子回路１７２と、ベースライン再生回路１７４と、パルス波高捕獲モジュール１７６と、トランスインピーダンス増幅器により電圧パルス出力を調整するＡ／Ｄコンバータ１７８である。パルス整形モジュール１７２は、検出器出力から計数されるべき光子イベントを表す、目的とする過渡的な電圧信号のみを抽出する。これらの電子機器は、限定はされないものの、能動的および／または受動的な一連の電気フィルターを備えうる。ベースライン再生回路モジュール１７４は、パルスベースラインを正規化し、検出器内でのパルスの積み重ねによるベースラインドリフトを修正する役目を果たす。パルスの積み重ねは、検出器結晶により吸収された十分な数の光子が、検出器増幅器が分解できるよりも大きな頻度で電圧パルスをもたらす場合に発生しうる。パルスの頻度が高いと、パルスの重複を招き、これにより、パルスベースラインでの見かけの電圧ドリフトや、パルス整形の歪みが発生する。

次に、調整済みの電気パルスは、アナログ・デジタル（Ａ／Ｄ）コンバータに安定化された電圧を供給するサンプル・ホールド増幅器などの電子機器により捕獲されうる。パルスは一般に幅が０．５〜数マイクロ秒である。したがって、パルス波高情報を捕獲するために適切な応答時間（相応して、０．５〜数マイクロ秒未満）を持つピーク検出回路が必要となる。パルス波高の判別については、適切な数のビットを持つＡ／Ｄが必要である。一例として、^９９ｍＴｃと^２０１Ｔｌの判別用には、８ビットのＡ／Ｄが適切である。各パルスについての正確なトリガー／到着時間により、パルス間の時間について指数分布の存在を確認するための追加的な統計情報が提供されるが、この情報は、光子計数率の計算には必要ない。このことは、システムが正確に測定された時間内に獲得されたパルスの合計数を測定できる限り当てはまる。時間は、例えば、３％の精度まで線源濃度の測定を試みる場合、０．５％またはそれ以上の精度で測定されるべきである。時間測定における十分な精度は、一般にマイクロプロセッサ／ＤＳＰ基板の一部であるクロック回路により提供されうる。

図４ａのマイクロプロセッサ／ＤＳＰ１８０については、図５ａおよび５ｂでさらに詳しく説明する。図５ａは、それについての放射性核種の半減期が十分に特性化されている放射性医薬品に使用される、基本的かつ非限定的なソフトウェア構成要素を図示したものである（限定されないものの^２０１Ｔｌなど）。図５ｂは、他の放射性種（^９９ｍＴｃ内の^９９Ｍｏ汚染物質など）により放射性核種が汚染された、放射性医薬品の半減期の計算に使用しうる追加的なモジュールを図示したものである。このブロックの構成要素には、限定はされないものの、同位体自動識別関数４８２と、エネルギーウィンドウ設定関数４８４と、加重積分関数４８５と、較正係数を持つ較正関数と、パルス電圧増幅振幅を崩壊エネルギーに変換する関数と、医薬品濃度レベルを計算する関数とが含まれうる。

図４ｂは、検出器２３０と、信号捕獲ハードウェア２７０と、マイクロプロセッサ２８０とを含む測定システムの代替的実施態様を図示したものである。検出器２３０には、図４ａに示すとおり、トランスインピーダンス増幅器の代わりに積分増幅器２３８を含む。積分増幅器は、検出器に衝突する放射線束に起因して結晶内で発生した電流に比例した電圧を生成する。次にこの電流は、光子が結晶に吸収される率に比例するようになり、これは目的の線源の活性に直接的に相関する。図４ｂの実施態様にあるトランスインピーダンス増幅器を利用した代替的実施態様とは異なり、積分増幅器を持つ実施態様では、パルス波高の分析（エネルギースペクトルを形成するヒストグラム）が許容されず、よって、トランスインピーダンス増幅器の実施態様では可能な自動同位体識別が不可能となる。

図４ｂに図示した信号捕獲ハードウェアは、限定はされないが、Ａ／Ｄコンバータ２７２などのデジタル化ハードウェア構成要素を使用する。前述のとおり、検出器２３０で使用されている積分増幅器２３８は、各光子の捕獲イベントに関連したパルスを生成せず、むしろセンサー出力パルスを積分して、電圧レベルを提供する。その結果として、この電圧は、このデジタル化された情報を受信するマイクロプロセッサ２８０用にのみデジタル化する必要がある。

図４ｂのマイクロプロセッサ２８０には、図４ａのマイクロプロセッサ１８０に図示した自動同位体識別は含まれない。パルス情報はマイクロプロセッサＤＳＰには供給されないため、自動同位体識別は不可能である。その結果として、放射性核種または放射性医薬品の識別が、マイクロプロセッサに供給される必要がある。こうした同位体識別モジュール２８９は、使用者がキーボードなどの入力装置２８９により直接供給するか、または非限定的な例において、情報は、バーコード、ＲＦＩＤ、または放射性医薬品の容器からの情報を読み取ったり、容器に関係する位置から取り出す、システムに関連したその他任意のリーダーまたは電子インフォーマティクス入力装置などの電子入力で供給しうる。いったんこの情報が供給されると、適切な較正係数を決定でき、積分された電圧データが適切な情報に変換でき、そこから比放射能が計算できる。

図４ｃに図示した測定システム３００の別の代替的実施態様では、図４ａのものと類似した検出器３３０内のトランスインピーダンス増幅器３３８を採用している。ただし、パルス整形および捕獲ハードウェア３７０は、パルス整形およびデジタル化ハードウェア３７０を備えている。図４ｃでは、図４ａでハードウェア実施態様として提供した、ベースライン修復およびパルス波高捕獲関数が、マイクロプロセッサ／ＤＳＰ３８０に組み込まれたソフトウェアモジュールで置き換えられている。図４ｃにおいて、デジタル化ハードウェアは、高速Ａ／Ｄ回路を備える。その非限定的な例として、サンプリングレート２０〜２００ＭＨｚは、パルス波高が正確に測定されるように（同位体を判別する目的で）、０．５マイクロ秒〜数マイクロ秒のパルス全体で十分な数のデータ点が収集される値であろう。高速Ａ／Ｄは、新しいパルスが到着するたび毎にのみサンプリングするよう動作させるか、あるいは連続的にすることができる（大量のメモリが利用できる場合）。サンプリングレートが上昇すると、デジタル化回路のコストが増大する。

図４ａにおいて、ハードウェアパルス整形および捕獲モジュール１７０は、低速Ａ／Ｄコンバータがパルス波高情報をサンプリングし格納するのに十分な長さだけパルス波高情報を捕獲し格納するために使用されるハードウェアパルス捕獲回路１７６（例えば、サンプル・ホールド回路付きのピーク調整ハードウェア）を含む。サンプリングレートの低下は、およそ２ＭＨｚ程度（パルス全体をデジタル化するために必要な２０〜２００ＭＨｚの高速サンプリングよりも著しく低く、よって安価）であり、光子イベントが事実上ランダムであるため、非同期性である。ところが、図４ｃの実施態様に図示したとおり、マイクロプロセッサ／ＤＳＰ３８０のソフトウェア関数に組み込んで、図４ａにあるとおりハードウェア構成要素として実現した場合、ベースライン修復およびパルス波高捕獲関数の変更は、より簡単に行なうことができる。さらに、関数をソフトウェア実現することで、図４ａに図示した実施態様での余分なハードウェア構成要素に必要とされる回路基盤の物的資産量および構成要素にかかるコスト金額を低減しうる。

図４ｃのマイクロプロセッサ／ＤＳＰ３８０で図示した実施態様は、図４ａで図示したものと類似したものであるが、図４ａでハードウェアに組み込まれているベースライン再生回路およびパルス波高捕獲関数が、図４ｃではソフトウェアモジュールとして実現されていることを除く。またこれとは別に、マイクロプロセッサ／ＤＳＰ３８０は、図４ａのマイクロプロセッサ／ＤＳＰと類似したもので、また図５ａおよび５ｂに更に詳しく説明する。

図５ａおよび５ｂは、マイクロプロセッサ／ＤＳＰ基板のモジュール５２０、５３０を図示したブロック図を示す。これらのモジュールは、ソフトウェア ベースライン再生回路およびパルス波高捕獲プロセスの後で、図４ａのマイクロプロセッサ／ＤＳＰ １８０と、図４ｃのマイクロプロセッサ／ＤＳＰ ３８０とに含まれているプロセスを提供する。マイクロプロセッサは、限定はされないものの、同位体自動識別プロセス４８２、４８２ａと、エネルギーウィンドウ設定プロセス４８４、４８４ａと、検出器の入射放射束を調節するプロセスと、非線形補正／較正プロセスと、計数データを濃度測定値に変換するプロセスとを含む。こうして、変換および濃度読取プロセスが、図４ｂに図示した実施態様で実行される。図５ｂは、活性測定値収集および半減期自動計算を組み込むプロセス用のオプションの半減期測定モジュールをさらに組み込む。

センサー出力は、有効濃度の読取りにとって重要である。センサー出力データの精度は、アルゴリズム的プロセスにとって重大であるため、センサーはその線形応答範囲で動作する必要がある。センサーが飽和状態の場合、パルスの積み重ねは、不正確な計数統計の原因となることがあり、パルス振幅が歪むおそれがある。これとは別に、センサーの受信する光子が少なすぎる場合、センサー出力は、光子捕獲イベントではなく、主にセンサーのバックグラウンドでのプロセスを反映するものとなりうる。線形応答範囲でのセンサー動作は、ピンホールや減衰器などの光学素子を利用して、または検出器と放射線を放出するサンプルとの間の距離を変化させることにより達成できる。

一実施態様において、濃度センサーシステムの使用者が、キーボード、タッチセンサースクリーン、または当業者に知られたその他の入力装置を介して、放射性医薬品についての情報をオンボードのコンピュータに入力しうる。代替的な一実施態様において、使用者は、コンピュータの選択メニューに提供されるリストの指定されたいくつかの薬物または放射同位元素のうち一つを選択しうる。別の方法として、サンプルの放射性核種を特徴付けるために同位体自動識別プロセスを使用しうる。コンピュータを、そのようにして識別された放射性医薬品の種類に基づき、光学素子またはサンプル／検出器の距離を選択するように事前にプログラムしうる。代替的な一実施態様において、検出器での線束の入射は、「スニーク・ピーク」モジュールにより調整できる。このモジュールは、センサー出力データの小さなサンプリングを使用して、光学素子アレイから光学素子を自動的に選択するか、または検出器およびその他の光学素子（伸縮式コリメータなど）をサンプルに向けて、あるいはそこから遠ざかるように移動させるために、サンプルと検出器の間の距離を調節するプロセスを実行する。

同位体の自動識別は、その独自の固有の分光シグネチャを持つ各放射性同位元素に基づく。しばしば、優勢なエネルギーがあり、その結果、スペクトルのある領域で、他の領域よりも計数可能なイベントが多くなることがある。放射性核種の分光シグネチャの測定は、多数のセンサー出力パルスを捕獲し、かつ値の複数の狭い枠の１つの中に最大電圧値を持つパルスの数を計数することにより、ヒストグラムを形成することで達成できる。非限定的な一つの例における、２つの放射性同位元素検査用線源（^２４１Ａｍおよび^５７Ｃｏ）のスペクトルを図６に図示している。

スペクトル情報に基づく放射性同位元素識別は、いくつかの方法で実施できる。エッジ検出は、狭いパルス波高範囲（非限定的な例は２５ｍＶ）での分光学的データの立下り傾向を見つけるために使用できる。このエッジ検出により、特定の放射性核種について特異的でありうる、放射線スペクトルの高いエネルギーピークのエッジが見つかる。例えば、図６において、^２４１Ａｍスペクトルは、１２５ｍＶと１５０ｍＶの間でスペクトル計数率の急激な減少を示す一方、^５７Ｃｏスペクトルは、２５０ｍＶと３００ｍＶの間で比較的緩やかに減少している。

別の放射性同位元素識別技術では、線形加重アプローチが使用される。このアプローチでは、スペクトルヒストグラムの値の大きさを掛けたあわせた後、合計して、その結果、目的の各同位体についての固有値をもたらす一組の係数を使用する。放射性同位元素識別は、いくつかの放射性核種のそれぞれについて診断に用いるパルス波高の値付近で平均した、一つ以上の計数率（ｃｐｓ）の値の比率を使用して実行できることが望ましく、その比率は、注射システムで通常使用される放射性核種の診断用である。比率を使用した例として、図６に図示したとおり、^５７Ｃｏおよび^２４１Ａｍが、注入器で使用される唯一の放射性核種である場合には、１２０ｍＶでの計数率の２００ｍＶ付近での計数率に対する比率は、^２４１Ａｍ（比率が>>１）と^５７Ｃｏ（比率が<１）の間で判別できる。いったん放射性核種の種類が識別されると、その情報は、半減期の自動決定、エネルギーウィンドウ設定、較正係数の選択、および非線形補正／較正の手順で使用できる。

エネルギーウィンドウ設定は、例えば、センサーによって取得されたデータのピークエネルギーに最も関連性のあるものなど、目的のエネルギーの範囲の識別を含む。図６を参照した例で、^２４１Ａｍについてのセンサーデータは、７５ｍＶと１５０ｍＶの間のエネルギー範囲のものに限定されうる。次にこのウィンドウ設定関数は、この目的のエネルギー範囲でのデータを加重積分関数に渡すことができる。

加重積分関数は、特定のエネルギーウィンドウ内のデータを積分し、放射性核種に関連する合計エネルギーを計算する関数である。一つの非限定的な加重積分関数は、ボックスカー加重パターンとしうる（ここでウィンドウ内のすべてのデータは等しく加重される）。その他の加重積分関数には、限定はされないものの、低めのエネルギー値の占める割合を、高めのエネルギー値の占める割合に対して低減する関数が含まれうる。こうした不均一な加重関数が妥当でありうる放射性核種の一例が、図６の^５７Ｃｏスペクトルである。^５７Ｃｏスペクトルは、２５０ｍＶ未満でエネルギーの長いロールオフを示し、これは、コンプトン散乱連続体を組み込みうる。複雑な加重関数を、より高い２５０ｍＶピーク解像度を提供するように低エネルギーデータを整形するために使用しうる。

いったんエネルギーウィンドウ設定が完了し、放射性核種ピークエネルギーデータが積分されると、計数データは濃度に変換される。エネルギー変換関数は、サンプル濃度を光子計数率（上述の検出器、回路、およびマイクロプロセッサにより測定）に関連付ける関数である。ウィンドウ設定し、積分したセンサーデータには、それらが他のパルスと近接していることが原因でパルスが抜けるため、いくらかのレベルの非直線性が存在しうる。すべての計数システムは、新しいパルスを検出できない「不感時間」またはリセットタイムがある。この「不感時間」は、アナログ回路要素の応答時間により、アナログセンサー信号処理段階で発生しうる。同様に、パルスは、それらがＡＤＣデジタル化手順よりも早く発生した場合に抜けることもある。これら両方によって、計数率の増加にともない計数率エラーの非直線性がもたらされうる。

計数抜けの問題を低減する一つの解決策は、検出器および捕獲電子機器がその直線範囲で動作するよう、検出器に対する放射線入射の量を低減することである。この入射放射の低減は、インタロゲーションの容積と検出器との間に適切な減衰器またはその他の光学素子を選択して、入射束を低減することにより達成できる。

これとは別に、計数抜けに対する別の補正には、エネルギー積分手順の後で、ルックアップテーブルを補間法と併せて使用することに基づく、ソフトウェアアルゴリズムが含まれる。これには、一連の対になった数を持ち、それぞれの対が実際の線源濃度値と対応する計数率を表すルックアップテーブルの作成が関与することになる。この情報は、既知の標準線源を用いた較正プロセスから経験的に導き出しうる。較正プロセスについて、各放射性核種サンプルの濃度は、用量較正器内の放射性核種サンプルの活性の測定、サンプルの容積の測定、および２つの値の除算により決定される。ルックアップテーブルは、目的の濃度の範囲全体でさまざまな既知の濃度にわたる測定済み標準の一連のサンプルを使用して構成できる。ルックアップテーブルの値は、放射性医薬品サンプルの計数率をテーブルと比較し、テーブル内の２点間にあるサンプルの値について標準補間法（線形、多項式、スプライン、など）を使用することで使用できる。このルックアップテーブル法は、非線形補正が必要ではない場合にも使用しうる。

代替的な一実施態様において、抜けた計数エラーを最小限に抑えるために、特定の放射性核種について較正データに当初のうちは適合するＬａｍｂｅｒｔ−Ｗタイプのモデルを使用することができ、固有の非直線性補正を含む最終濃度測定が提供される。例えば、一次Ｌａｍｂｅｒｔ−Ｗ形の関数は次のとおり構成しうる。

この式で、Ｃは医薬品の濃度、Ｓはセンサー計数率、係数Ａ_０ とＺ_０ は、放射性医薬品に依存する。例えば、^２０１Ｔｌを含む放射性医薬品について、係数は次のとおりとなる。
Ａ_０ ＝ １．１９ ＊ １０^７ 計数値／秒
Ｚ_０ ＝ １．５５ ＊ １０^４ ｍＣｉ／ｍＬ
また^９９Ｔｃを含む医薬品では、係数は次のとおりとなる。
Ａ_０ ＝ ５．３７ ＊ １０^５ 計数値／秒
Ｚ_０ ＝ １．４０ ＊１０^４ ｍＣｉ／ｍＬ

非直線性補正および較正プロセスの結果を、流体容器のインタロゲーション領域の既知の幾何学形状および容積と組み合わせることで、測定をした時点でのバルクの放射性医薬品溶液の濃度または活性測定値が提供される。

いったん変換プロセスによって濃度活性測定が計算されると、活性濃度読取関数により、この情報が、注入システム（非表示）に、またはシステムで濃度測定データを必要とする任意の部分に供給される。濃度測定値は、患者記録の一部として記録されるか、または濃度測定がなされた後で患者に投与された用量を計算する手段として注入器により使用されうる。これらの計算は、当業者にとって既知のとおり、濃度測定値、濃度測定がなされた時刻、次の用量が投与される時刻、および放射性医薬品内に存在する放射性核種の半減期（データベースに格納されている情報、またはセンサーにより測定された情報のいずれか）に基づくことができる。

一般に、バルクの濃度測定は、患者への放射性医薬品の毎回の注射毎には実施されない。その代わり、こうした測定は、数人の患者が注射を受けうる一日全体を通して断続的に実施しうる。患者の用量は、いつもバルク放射性医薬品の同時発生的な濃度測定に基づき決定されるとは限らない。こうした場合において、患者用量は、放射性核種の半減期、最後の濃度測定値、および測定と注射の間の経過時間に基づき、最後の既知の濃度測定値から外挿法により求められる、^２０１Ｔｌを含むものなどの一部の放射性医薬品については、単一種のγ線を放出する放射性核種のみが存在する。こうした例において、既知の文献の半減期の値を、注入器コンピュータのデータベースに格納しておき、患者用量を計算するために直接使用することができる。ところが、^９９ｍＴｃは、放射性医薬品への^９９Ｍｏ汚染物質の混入を許しうる発生装置から生成される。^９９ｍＴｃの半減期は、^９９Ｍｏに比べて短いため（６時間対６６時間）、^９９ｍＴｃの名目上の半減期は、濃度の計算と患者への医薬品の注射との間の時間に崩壊した^９９ｍＴｃの量を過小評価することになるため、患者用量の計算には使用することができない。したがって、バルクの^９９ｍＴｃを含む放射性医薬品、または類似した不純物の影響を受けやすいその他の放射性医薬品の実効半減期を測定する必要がありうる。これらの手順は図５ｂで提示した流れ図に示しており、図５ａで示した流れ図で説明した手順に追加される手順が含まれる。

図５ｂは、測定対象の同位体の半減期に対して十分な時間が経過した後での、放射性医薬品の実効半減期の計算に必要な追加的なモジュールまたはプロセスを図示したものである。実効半減期は、初期の時点（ｔ_０）での放射性核種の既知の容積の活性（Ｃ_０）を測定したあと、将来（ｔ）の追加的な時点での少なくとも一つ以上のこうした測定値（Ｃ（ｔ））を得ることにより計算しうる。次に、半減期は、次の式に基づき計算できる。

式中、Ｔｈは実効半減期である。インタロゲーション領域での放射性医薬品の活性の連続的な測定値は、それらの時間スタンプと共に、活性測定収集モジュールまたはプロセス５３２により獲得しうる。次に、こうした取得測定値および対応する時間データの組は、上の等式に従って実効半減期を計算するために、半減期自動決定５３４モジュールまたはプロセスにより使用されうる。次に、実効半減期は、保存された文献の値の代わりに患者の用量を計算するために使用しうる。同位体自動識別２３４モジュールまたはプロセスにより決定された放射性核種は、文献の半減期値または半減期自動決定値のどちらが線量計算プロセスに使用されるかを決定しうる。

汚染物の半減期が期待される放射性核種のそれと比較して長い場合、実効半減期の正確な計算のための活性のサンプリングに必要な時間は、患者への用量投与のために必要な時間に比べて著しく長い場合がある。したがって、患者の投薬を開始する前に実効半減期を決定するために長時間が必要であれば、１日あたりに診察する患者数に著しい影響を及ぼすことになる。したがって、実効半減期の測定は、診断手順に注入器を使用しながらの同時進行的なプロセスとしうる。したがって、インタロゲーションの容積は、流体チャンバの合計容積に対して小さいことが望ましく、これは、０．２５〜１．０ ｍＬの間の範囲としうる。こうした例において、流体チャンバは、患者診断用に小量の放射性医薬品を供給する一方、十分な流体をインタロゲーション領域内に保持し、継続的な活性測定ができるようにしうる。

図６は、^２４１Ａｍおよび^５７Ｃｏのそれぞれについての２つのγ放射線スペクトルの比較を図示したものである。こうしたグラフは、放射性サンプルを感知する検出器から経時的に収集した電圧パルス波高の値のヒストグラムから生成しうる。図の縦座標は特定のパルス波高値での毎秒の光子計数値を表し、および横座標はパルス波高の値を表す（ｍＶ単位）。パルス波高は、パルス整形および捕獲電子機器による出力値であり、等価なγ光子エネルギーとしては報告されない。検出器およびその電子機器が既知の線源（^２４１Ａｍなど）に対して較正される場合、報告されたパルス波高は、γ光子エネルギーに変換できる。

図７は、システム検出器７３０の代替的な実施態様を図示したものである。このシステム検出器は、二重結晶センサー実施態様を例証するもので、一対の放射線センサー（ＣＺＴ結晶検波器７４０ａ、７４０ｂおよび関連する増幅器７５０ａ、７５０ｂなど）が、２つの別個のインタロゲーション領域７２２ａ、７２２ｂに位置する放射性医薬品により放出された放射線を検出する。当然ながら、２つ以上の放射線 センサーも同様に使用しうる。各検出器の出力は、例えば、図４ａ - ｃで図示したとおり、別個のハードウェアパルス整形および捕獲電子機器を経由させることができ、ここで、Ａ／Ｄコンバータのデジタル出力は、マイクロプロセッサ／ＤＳＰシステムへの入力のために多重化される。別の方法として、複数のデジタル入力ラインを持つマイクロプロセッサ／ＤＳＰシステムを使用しうるが、この実施態様において、システムは、別個の検出器のどちらかからデジタル入力を受信するようプログラムされる。別の実施態様において、各検出器の出力は、別個のパルス整形電子機器を経由させることができ、その結果得られる信号は、２つの検出器のそれぞれからの変換をインターリーブして、単一のデジタル出力を介してマイクロプロセッサに送ることができる、複数チャネルのＡ／Ｄコンバータへの入力として使用される。

図１に図示したとおり、コリメータは、放射線検出のための光学的領域を定義するために流体容器の横に配置される。図７において、それぞれ別個のインタロゲーション領域を向いた一対のコリメータ７６０ａ、７６ｂが使用される。これらのコリメータは、同一のピンホール寸法を持ちうる。別の方法として、１つのコリメータは、他よりも大きなピンホール直径を持ちうる。下流のセンサーが入射放射に対して等しい感度を持つ場合には、この配列により、その他のセンサーが飽和状態であるか、または最小限の光子束で動作している場合に、広範な流体濃度活性全体のその直線範囲内で、少なくとも一つのセンサーが動作すること確保されうる。固定の開口部は、コリメータに隣接して、かつ検出器の結晶センサーの前に配置しうる。これらの開口部は、限定はされないものの、ピンホール、スリット、または上述のとおりさまざまな厚みの減衰用ホイルを含みうる。コリメータについて記載したとおり、２つの開口部の幅、寸法、または厚みは、同一である必要はない。こうして、２つのコリメータが同一の寸法を持ち、したがって放射性医薬品からの同じ束の光子を通過させる場合、２つの結晶センサーは、そのそれぞれの開口部がその特性において異なる場合、異なる光子束を受信しうる。

上記の説明において、好ましくは注射器、送達システムの流体通路のポンプと併用し、また各種の流体送達装置または流体送達システムのための構成と関連して使用される、放射能濃度を測定するためのシステム、およびその使用や操作の実施形態が提供されたが、当業者であれば、本発明の範囲および精神を逸脱することなく、これらの実施態様に修飾および改良をしうる。したがって、上記の説明は、制限的なものではなく、例証であることが意図されている。上記に説明した発明は、添付した請求項により定義され、また請求項と同等なものの意味および範囲内に含まれる本発明に対するすべての変更は、その範囲内に含まれるものとする。

Claims (18)

1. 放射性医薬品の放射能濃度を測定するためのシステムであって、
   容器と、
   容器に関連するインタロゲーション領域と、
   前記インタロゲーション領域から放出される放射線に焦点を合わせる放射線検出器と、
   前記インタロゲーション領域の放射線測定値を得ることのできる信号捕獲装置と、
   前記信号捕獲装置とのデータ交信のあるマイクロプロセッサシステムとを備え、
   前記マイクロプロセッサシステムが、前記信号捕獲装置からの前記インタロゲーション領域に含まれる放射線を放出する放射性医薬品の放射能濃度を計算する能力を持つ、システム。
2. 前記マイクロプロセッサシステムが、信号捕獲出力からの少なくとも前記インタロゲーション領域に含まれる放射線を放出する放射性医薬品に関連した放射性核種の正体を計算する能力を持つ、請求項１のシステム。
   
3. 前記インタロゲーション領域と前記放射線検出器の間に配置された少なくとも一つの光学素子を持つ開口部システムをさらに含み、
   前記インタロゲーション領域内の放射性核種の前記放射能濃度が前記開口部システムに供給され、前記少なくとも一つの光学素子の選択が制御される、請求項１のシステム。
4. さらに前記開口部システムに隣接して配置されたコリメータを含む、請求項３のシステム。
5. 前記の少なくとも一つの光学素子が開口部または減衰物質から選択される、請求項３のシステム。
6. 前記センサーが、前記インタロゲーション領域の露出領域に合わせた大きさで、それによって前記インタロゲーション領域から放出される放射線を検出するよう焦点が合わされた結晶を含む、請求項１のシステム。
7. 前記容器と前記放射線検出器の間に配置されたコリメータさらに含み、前記コリメータが前記検出器の焦点を前記インタロゲーション領域に合わせる、請求項１のシステム。
8. 前記信号捕獲装置に、アナログ電気的信号をそのデジタル表現に変換するための少なくとも一つの手段が含まれ、前記デジタル表現が前記信号捕獲装置デジタル出力に提示される、請求項１のシステム。
9. 前記放射線検出器がさらに結晶放射線センサーと増幅器を含み、
   前記増幅器が前記結晶放射線センサーからのデータを受信するよう構成されている、請求項１のシステム。
10. 請求項のシステム３であって、前記選択可能開口部と機械的に連結された電動システムをさらに含み、前記電動システムが、前記の少なくとも一つの光学素子が前記コリメータと前記放射線検出器の間に位置しうるよう前記選択可能開口部を動かすことのできる、請求項３のシステム。
11. なし
12. 請求項１に記載のシステムであって、
    少なくとも一つの出力を備えた少なくとも第二の放射線検出器をさらに備え、
    前記容器が、そこから前記の少なくとも第二の放射線検出器が放出された放射線を検出する少なくとも第二のインタロゲーション領域をさらに含むシステム。
13. 前記マイクロプロセッサシステムが、さらに、前記信号捕獲デジタル出力からの少なくとも前記インタロゲーション領域に含まれる放射線を放出する放射性医薬品放出放射線の半減期を計算する能力を持つ、請求１のシステム。
14. 前記容器が注射器またはポンプである、請求項１のシステム。
15. 少なくともインタロゲーション領域を含む容器と、前記の少なくともインタロゲーション領域から放出された放射線を検出するための少なくとも一つの出力を持つ放射線検出器と、電子機器入力とデジタル出力を含み前記電子機器入力が前記放射線検出器出力と電気的に連通した信号捕獲装置と、前記信号捕獲装置デジタル出力とデータ交信のあるマイクロプロセッサシステムとを備えた、濃度測定システム内の放射性医薬品の放射能濃度を測定する方法であって、前記方法が、
    前記検出器を前記の少なくともインタロゲーション領域に含まれる放射性医薬品により放出された放射線に露出する手順と、
    少なくとも前記放射線検出器出力からの信号を前記信号捕獲装置電子機器入力を通して捕獲する手順と、
    前記放射線検出器出力から捕獲した前記信号をそのデジタル表現に変換する手順と、
    前記信号捕獲電子機器デジタル出力からの前記デジタル表現を前記マイクロプロセッサシステムに通信する手順と、
    前記マイクロプロセッサシステム上にある少なくとも一つのソフトウェアモジュールを使用して前記デジタル表現を分析してその少なくとも一つの分析を提供する手順と、
    前記の少なくとも一つの分析によって計算された全放射能値をもとに前記放射能濃度を計算する手順とを含む方法。
16. 前記の少なくとも一つのソフトウェアモジュールが、複数のソフトウェアモジュールを備えた、請求項１５の方法。
17. 前記デジタル表現を分析する手順にはさらに、
    複数のデジタル表現からの複数のエネルギー値のそれぞれについての複数のエネルギー値および複数の発生数を含むヒストグラムを計算する手順と、
    前記ヒストグラムを少なくとも一つのエネルギー値および前記の少なくとも一つのエネルギー値の少なくとも一つの前記発生数にウィンドウ設定して、ウィンドウ設定したヒストグラムを生成する手順と、
    前記のウィンドウ設定したヒストグラムの前記の少なくとも一つのエネルギー値の前記発生数を積分して積算値を生成する手順と、
    前記積算値を前記全放射能値に変換する手順とが含まれる、請求項１５の方法。
18. 前記積算値が、前記デジタル表現での非線形用にさらに補正される、請求項１７の方法。

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