JP2784372B2 - 放射線映像装置 - Google Patents
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Description
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、放射線映像装置に関す
るものであり、更に具体的には、放射線を監視（測定）
して人体内に正確に位置決めする放射線映像装置に関す
る。 【０００２】 【従来の技術】核医学は治療の分野で最も急速に発展し
つつあるものの一つである。核物理にその名を由来して
いるこの技術には、静脈中に放射性同位体（ガンマ線を
放射する放射性物質）を少量注入することも含まれる。
血流がこの放射性同位体を体内中に分布させ、適宜な感
応変換器が分布の履歴を記録する。 【０００３】同位体を多量に摂取するか又は血液の供給
が豊富な体内部分は明るくなるか又は高照度の部分とな
り、逆に低い摂取又は血液供給部分は暗く見える。この
ようにして、体内の任意の箇所又は特定の器官は、安全
に、高信頼で、無侵襲の方法で治療が施される。 【０００４】核による調査において最も多く使用される
装置は、例えば受けた放射エネルギー量子数に比例する
光子を放出するシンチレーシヨン結晶である。この放射
された光子に応じた電気信号を発生する結晶と共に閉回
路光通信においては複数の光電管（光電素子）が用いら
れる。参照される米国特許3,111,057 号の明細書は、通
常“Anger"（発明者名）又はガンマ線カメラと称されて
いる放射線映像装置を開示している。 【０００５】この種のシンチレーシヨン・カメラは、適
宜なコリメータを通過し結晶に入射する個々のガンマ線
を検出することによつて、同位体の分布図を作成する。
光電管の出力を電気回路が解読して、直交（Ｘ，Ｙ）座
標及び各ガンマ線のエネルギー量に比例するカメラ信号
出力の結果を表示する第３の信号（Ｚ）に変換する。エ
ネルギーＺ信号が許容値すなわち所定の上限値，下限値
（Ｚウインドー）に入るときは、結果を記録すると共に
映像点をその座標位置に従つて二次元マトリツクスに描
く。通常は位置座標とエネルギーレベルはアナログ量で
あるが、周知の方法によつて等価なデジタル量に変換し
得よう。 【０００６】核医学の進展及び診断器具としての用途の
増大につれて、例えば小さな腫脹の識別であるとか心臓
の機能又は寸法の測定その他の場合において、ガンマ線
カメラからより多くの、より改良された情報を取出すこ
とが必要となつてきた。残念ながらこのような努力にも
拘らず、カメラの設計，製造に本質的に付随する非直線
性、すなわち映像点の空間的な歪のため、見分けが一層
困難となり、身体に一層有害なものとなつてきた。更に
カメラの空間的な解像力を改善することを意図した新し
いカメラの設計により、イメージ（映像）の非直線性と
不均一性（カメラ領域（面）に実質的に均一な放射線を
与える投射放射線源に対してカメラ出力信号の非直線応
答を与える不均一性）の双方を減少させるどころか、か
えつて増大させることは真実である。 【０００７】これらの本質的な誤差要因を取除くため、
先行技術は種々の改良手法を開示している。ここで参照
のために組入れられる米国特許第3,745,345 号明細書
は、特別な方法で正確に位置せしめられる多数の見掛け
上の放射映像(phantom radiation image) 点に関連して
カメラの非直線性の大きさを定めている。放射映像点か
らＸ及びＹの増分が導出されて蓄積され、オンライン的
に又は引続く表示において原の歪映像がこの表示の中心
に位置したときにカメラ信号を補正するのに使用され
る。この手法（技術）は、ある程度の改良を潜在的に導
入したものの、実用の目的を果すには不十分であり、し
かも不幸にも最終の映像に明らかな変形を付加した。そ
れだけでなく、上記特許の較正手法は、何らかの精度を
もつておこなうには困難で且つ骨の折れる仕事である。
更に、上記先行技術のシステムは、ソース（放射線源）
位置の関数としてのＺ（エネルギー値）信号の偏差を無
視し、すなわちカメラ面の特定の位置における放射線の
ポイントソースに応答するＺ信号出力の偏差を全く無視
していることは注目すべき重要なことであり、これが重
要であることは後に明らかにされよう。 【０００８】米国特許第3,937,964 号、同第3,980,886
号及び同第4,001,591 号はいずれも解像力（放射線源を
認識する能力）の向上及び非線形の回避についての他の
手法を提案しているが、これらのいずれもが経済性、高
信頼性及び本発明の新規な観点に包含された目的を達成
するための機能を欠いている。この課題に関する情報を
開示し且つ可能な補正手段に関連している他の科学文献
は、Dennis Kirch, Leonard Shabason, Michael LaFree
及びGerry Hine による "Online Digital Methods f
or Correction of Spatial Energy Dependent Distorti
ons of Anger Gamma Images" 並びに F. Saussaline,
A. Todd-Pokrapek 及び C. Raynaud による "Quantita
tion Studies with the Gamma Camera after Correctio
n for Spatial and Energy Distortion" である。 【０００９】 【発明が解決しようとする課題】従つて本発明の目的
は、空間的非直線性と信号不均一性を最小にしつつ高解
像度を有する放射線変換器映像装置を提供することにあ
る。本発明の他の目的は、検出されたエネルギー事象
（event)の各々が該当する真の空間位置に補正される装
置を提供することにある。本発明の他の目的は、事象の
検出が空間位置の関数として制御される装置を提供する
ことにある。本発明の他の目的は、点ソースに対する均
一な応答と高解像力を有するガンマ線検出システムを提
供することにある。本発明の更に他の目的は、放射線映
像システムの較正手段及びこの較正を実現する装置を提
供することにある。 【００１０】 【課題を解決するための手段】本発明は、適宜な変換
器、特にデジタル的手法で位置情報を発生する特定のAn
ger 形の放射性同位体用カメラによつて検出された放射
事象について、真の位置情報を導出するものである。先
行技術は、アナログ処理の手法又は米国特許第3,745,34
5 号のように不十分なデジタル処理の手法に依存するも
のである。本発明のシステムにおいては、エネルギー事
象の真の位置情報が較正により導出され、以後の呼出し
に備えて変換テーブルに蓄積されるが、この蓄積データ
は、映像の非直線性と品質に悪影響を及ぼす光電子増倍
管その他のカメラ要素の長期変動を考慮して、周期的な
更新が行われる。 【００１１】到来事象についての真の座標の決定は、空
間的な非直線性を補正し、非直線性が軽減された無歪映
像を作成する。本発明のシステムは、また、空間的に変
化するＺエネルギー信号のウインドーの組合せにより、
カメラの検出面にわたつて固有の信号応答特性の偏差を
補償し、選択したエネルギー事象信号、例えば必要な場
合はコンプトン・リコイル（recoil) 事象のみをの検出
を可能にする。これによつて、フイールドの非直線性を
減少させ、少ない信号の不明瞭さ及び増大した映像のコ
ントラストをもたらす雑音を最大限に除去するようにエ
ネルギー受入れ基準の設定を可能にする。 【００１２】上述の事項を助長し且つ先行技術の問題を
回避するため、本発明の一面に従えば、検出された放射
事象の位置座標に関する信号を発生する放射線変換器を
備えた放射線映像システムが提供される。本発明のシス
テムは、変換器のアナログ位置座標信号をこれの複数ビ
ツトのデジタル相当量に変換する手段と、変換器の位置
座標に対応する選択され、検出された放射事象について
真の空間座標位置を蓄積する手段とを備えている。選択
された事象に対応しない検出された事象の各々の真の位
置座標は、蓄積された真の空間座標間の区間内で補間さ
れる。 【００１３】本発明の他の一面は、受信したエネルギー
事象の各々に対して変換器の応答特性を決定する手段
と、複数の変換器の座標位置についてシステムの応答特
性を修正（変更）する手段とを備えている。 【００１４】更に、本発明の他の一面によれば、空間的
非直線性を極小にするように、放射線映像システムが較
正される。寸法と位置が正確に判つている擬似(phanto
m) 映像が変換器に与えられる。変換器の座標位置信号
が較正映像と比較されて補正された座標が導出され、こ
の補正座標は、引き続いて検出される事象の真の座標を
補間するのに用いられる。 【００１５】 【発明の構成】本発明の構成は以下に示す通りである。
即ち、放射刺激に応答し、該放射刺激が作用する位置に
対応する空間位置において、光事象を発生するシンチレ
ーシヨン結晶及び該シンチレーシヨン結晶に対して所定
のアレイ状に配列され、そこの光事象を観測してそれに
応答して出力信号を発生する複数の光検出器並びに信号
処理装置を具えた形式の放射線映像装置において、 該信
号処理装置は、 Ａ) 較正プレート(36)の測定から受信したマトリツクス
形の光事象位置座標に関する情報を蓄積する第１, 第２
変換テーブル(41,42) Ｂ) 第１, 第２変換テーブル(41,42) に蓄積された情報
によつて実際の事象の位置座標 (Ｘ, Ｙ) の補正を実行
する演算ユニット(24) Ｃ) 位置座標 (Ｘ, Ｙ) に位置した実際の事象のエネル
ギー信号 (Ｚ) を選択されたエネルギー閾値信号
(Ｚ t ) と比較し、前記エネルギー信号 (Ｚ) を与え、
エネルギー信号 (Ｚ) が前記選択されたエネルギー閾値
信号 (Ｚ t ) の限界内にある時を表示する比較器(22)を
具え、 Ｄ) 第１, 第２変換テーブル(41,42) 以外に、前記第
１, 第２変換テーブルに蓄積された位置座標情報に対し
てエネルギーヒストグラム(51)を蓄積するように与えら
れる第３変換テーブル(43)、を具え、 前記比較器(22)
は、前記エネルギー信号 (Ｚ) が、前記選択されたエネ
ルギー閾値信号 (Ｚ t ) を有する許容可能な限界内にあ
る場合、位置座標 (Ｘ, Ｙ) に位置した実際の事象が、
補正した位置座標 (Ｕ, Ｖ) に表示されることを可能に
するゲート信号 (Ｚ′) を発生することを特徴とする放
射線映像装置としての構成を有する。 【００１６】或いはまた、前記特許請求の範囲第１項に
記載の放射線映像装置において、 第３変換テーブル(43)
は64×64マトリツクス形式にてエネルギーヒストグラム
(51)を蓄積するものであり、 光事象の各位置座標が、12
ビツトの内容を有し、そのうちの６個の最上位ビツ ト
は、位置座標に対して、第１, 第２変換テーブル(41,4
2) の64×64マトリツクスをアドレスするように具えら
れているので、実際の光事象の位置座標の６個の最上位
ビツトによつてアドレス可能である放射線映像装置とし
ての構成を有する。 【００１７】 【発明の概要】本発明は、Ｘ，Ｙ空間座標及び検出放射
事象に関するＺエネルギー信号を発生するガンマ線シン
チレーシヨンカメラに関する。本発明システムは、カメ
ラ面位置の関数としてカメラのＺ信号レスポンス（応答
特性）の較正を与える。更に、カメラ信号は、カメラに
よつて決定されるように、検出事象の見掛け上の座標位
置が、そのシステムに蓄積される補正情報に基いて真の
空間座標の補正を伴つて起るデジタル的な等価量に変換
される。空間座標の補正に加えて、そのシステムは、カ
メラ面の位置の関数として、カメラＺ信号応答特性（レ
スポンス）の較正を与える。 【００１８】 【実施例】標準的なガンマ線カメラはＸ，Ｙ，Ｚの３個
のアナログ信号を発生する。始めの２個はカメラが検出
した各事象の正確な位置座標であり、Ｚ信号はこの検出
された事象についてシンチレーシヨン結晶と光通信を行
なつている全光電子増倍管からの全光出力の大きさであ
る。本発明の一実施例は、これらＸ，Ｙ値をそれぞれの
Ｕ，Ｖ値に変換するものである。固有のカメラと回路の
不完全性のため、この変換は直線的なものではなく、カ
メラの異る視野ごとに非直線的補正を必要とする。 【００１９】カメラ座標Ｘ，Ｙの各々は、真の空間座標
ＵとＶの非直線関数である。この事は、理論的には完全
に水平又は垂直であるべきカメラの映像線に曲り（湾
曲）を導入する結果となる。詳しくは後述するように、
一般的な補正の手法は、放射線源（ソース）の位置座標
（Ｘ，Ｙ）をカメラの視野内の一定の真の位置座標（一
定のＵ，Ｖ値）に描くものであり、この際これらの座標
位置の間隔は実際に生ずる歪を正しく表示するものに十
分接近せしめられる。一旦このデータが蓄積されると、
較正された映像座標間の任意の区間内において妥当な４
個の係数の唯一のセツトによつて特徴付けられる１次元
の３次スプライン関数の系列に対して数学的な適合（近
似）が行なわれる。従つて、これらの適合は実際のカメ
ラのアナログ信号の変化と歪の詳細な記録を提供する。 【００２０】計算機との相互接続していると考えられる
図１を参照すれば、本発明の放射線映像システムが、機
能ブロツク図形式で描かれている。変換器11は、米国特
許第3,011,057 号明細書に記載されたものと同種のガン
マ線カメラであり、外部ソースから放射される放射事象
を検出する。カメラの出力信号12は、カメラ電子回路13
で動作されて正確な直交空間座標Ｘ14, Ｙ15及びエネル
ギーレベル信号Ｚ16を発生する。これらのアナログ信号
は、更にアナログ−デジタル変換器17でデジタル化さ
れ、それぞれ12ビツトのＸ, Ｙワードと、8 ビツトのＺ
信号を発生する。 【００２１】座標信号Ｘ, Ｙの各々は、変換テーブル23
をアクセスすることによつて真の座標Ｕ, Ｖ，27, 28に
補正されるが、この変換テーブルはＸ, Ｙ各座標により
アドレスされるＵ，Ｖ値を含む矩形マトリツクスであ
り、演算ユニツト24内の補間ルーチンを実行する。プロ
セツサ信号25, 26は、呼び出された特定ルーチンの実行
期間中に演算ユニツト24に出入りする情報を表わす。変
換テーブル23は、また、検出された放射事象の特定の
Ｘ, Ｙ座標についての選択されたエネルギー閾値信号Ｚ
t 21を供給する。Ｚ信号20のエネルギーレベルは比較回
路22内でＺt と比較され、妥当な範囲、すなわち許容限
界内にあることが判明すると、ゲート信号Ｚ′29が発生
し、ゲート30は、各許容エネルギー事象が記録されて補
正座標Ｕ, Ｖに表示されることを可能にする。 【００２２】上述のごとき動作を行うに先立つて、シス
テム内に蓄積するデータの必要な補正を行うため、或る
種の較正操作を実行することが必要である。移動する放
射線源（ポイントソース）に含まれる長たらしい時間及
び不正確さを較正イメージを与えるように変換するた
め、図２，図３に図示した較正プレート36を使用すると
最も好都合であることが見出された。プレート36は、実
効的に無限大の焦点距離を有するようになされたガンマ
線32を放出するテクネチウム99Ｍその他の適宜な同位体
（アイソトープ）のごとき放射線源31により投射された
とき、バーないし線の見掛上の映像を生ずる。このプレ
ートは、約１／８インチ（0.3mm)の厚みと、30cmの内径
（カメラの全実効面積を被うため）のリード・プレート
から構成される。プレート36には約18乃至20本のライン
又は空隙38が形成されるが、各ラインは、その外見上の
幅が基本的にはカメラの空間的分解能によつて決められ
るような寸法、すなわち約3mm の幅と約15mmの中心間隔
に選択される。フランジ37により、プレート36は、厚み
約１／８インチ（3mm)のアルミニウム板のみによつて隔
てられてシンチレーシヨン結晶34と近接して装着され
る。このようにして、真の空間位置座標を極めて高精度
で知り得る複数個のライン又はバーの放射線の外見上の
(phantom) 映像がカメラに与えられる。プレート36の90
°回転により直交するライン映像が提供され、180 °回
転は各ラインを中心に対して１／２だけ変位させるが、
それによりデータが更に必要な場合の新たな較正用映像
を提供する。 【００２３】プレート36をＸの位置とした状態で、カメ
ラの結晶で検出されたエネルギー量子、即ちガンマ線事
象に対してＹ信号が発生され、アナログ−デジタル変換
器によりデジタル化される。プレート36のライン38が実
質的に垂直方向にあるものとすれば、この映像は64個の
等間隔配置された直交プロフアイル即ちＹ位置にて解析
される。図５に示すように、プロフアイルＹ＝Ｙi と選
択することにより、放射事象の分布は各映像ライン１乃
至Ｎに関して得られる。各ピークの図心のＸ座標は７ビ
ツトの精度（この発明はこの精度のレベルに限定される
ものでない）により決定され、図６を参照すれば、較正
映像の既知の真の座標Ｕに対してプロツトされる。Ｘ座
標は独立変数として選択され、Ｕは、Ｘ及びＹ〔Ｕ＝Ｕ
（Ｘc ,Ｙi ) 〕の64個の所定値の関数として変換テー
ブル23により入れられる。 【００２４】ＸおよびＹ位置とＸおよびＹ信号の意味
は、必ずしも同じではない。ＸおよびＹ位置とは、事象
の実際の空間座標である。ＸおよびＹ信号とは、空間座
標に対応する電子信号である。すなわちその信号はその
座標に比例するものである。 【００２５】較正間隔の間で事象座標を記述し、表示す
るために解析的な多項式がつくられるのが好適ではある
が３次スプライン多項式展開に限定されない。これを行
うために、当業者に良く知られた標準的なルーチン
（“Elementary Numerical Analysis an Algorithmic A
pproach" Conte, de Bar, 1963年第２版、CUBIC Fr. 23
4頁、CALCCF Fr. 235頁、SPLINE Fr. 238頁) が使用さ
れる。第１のルーチンは、Ｘc 較正座標の間の各区間に
ついて滑らかな最適の３次式を決定する。第２のルーチ
ンは、所定の全Ｘ座標ごとに好適には64個についてＵ値
を与える。 【００２６】好適な実施例においては、64個のＹi 値に
ついて繰返したのち、64個のＸi 座標プロフアイル及び
Ｙc 値についてＶ値（Ｖ＝Ｖ（Ｙc ，Ｘi ））を求める
ため交叉軸モードで処理が繰返される。所定のＸ及びＹ
座標の各々は６個の最上位ビツト（ＭＳＢ）で記述さ
れ、図７で示す64×64のＵ, Ｖ方形マトリツクス配列の
変換テーブルを構成するのに用いられる。テーブル41,
42を構成することにより、所定のＸ，Ｙ座標によつてア
ドレス又はアクセスされる真の空間座標（Ｕ，Ｖ）の蓄
積を可能とするので、較正後にそのシステムが臨床用の
研究に使用されるときに、検出された放射事象の空間座
標は真のＵ，Ｖ位置に変換されることなのであろう。 【００２７】図６における用語、図心および本明細書に
おけるピーク図心値は、同義の方法で使われている。図
心は最小２乗法ののガウス近似(least square Gaussian
fit) を用いて求められる。 【００２８】図１に示されているように、変換器13（す
なわち空間座標信号Ｘ，Ｙおよびエネルギー信号Ｚ）に
よつて受信された全ての信号は、アナログからデジタル
への変換器17において、デジタル信号に変換される。デ
ジタル信号の精度は信号が有するデイジツトの数によ
る。７ビツトの精度という用語は、信号（この場合、図
心のＸ座標に対応している）が７ビツトの長さを有する
ということを指している。 【００２９】図５および図６に関して、次のような説明
を加える。 【００３０】前述したように、ラインまたは空隙は、較
正プレート36において形成される。図５及び、図６を用
いて説明されている第１段階において、プレート36のラ
インまたは空隙は実質上、垂直の方向にある。すなわち
Ｙ座標の方向である。そこで、プロフアイルＹ＝Ｙi が
選択される。図５は、Ｘ方向において、シンチレーシヨ
ン事象のプロツトを表わしている。Ｎi はシンチレーシ
ヨン事象の数を示している。プレートのラインまたは空
隙に対応してプレートの各ラインに対応する図心１，
２，３…がある。しかしながら、空間ひずみのために図
心のＸ座標は、プレートのラインの真の座標に一致しな
い。それは図６において、較正座標Ｕとして引用されて
いる。換言すれば、図４の図心値によつて表されている
カメラ座標は、プレート36におけるラインの位置によつ
て表されている較正座標に一致していない。カメラ座標
または、図心値Ｘと較正座標または、真の座標Ｕの依存
関係は図６に示されている。 【００３１】用語Ｘc は、図心値の測定されたＸ座標即
ち換言すれば、較正座標Ｕに対応するカメラ座標を表わ
している。 【００３２】前述したように、Ｕ座標に対して変換テー
ブル41が、およびＶ座標に対して変換テーブル42が作成
されている。Ｕ変換テーブルはいくつかのＹ座標のＹi
に対して図心座標Ｘc の機能としてＵ値を含む。相応じ
て、Ｖ変換テーブルは、いくつかの異なつたＸi の値に
対する図心座標Ｙc の機能として、Ｖの値を含む。 【００３３】図１に関してはすでに説明されているよう
に、変換器によつて受信された全信号はデジタル信号に
変換される。通常、ＸおよびＹ座標は、各々12ビツト・
ワードによつて表されている。しかしながら、較正プレ
ートは64ラインのみ有するので、較正に対し、各々の方
向において64位置のみが得られる。そのために、６ビツ
トのＸおよびＹ座標信号は較正信号の位置を描くのに十
分である。いずれの数のシステムにおけると同様にデジ
タル信号における各ビツトは、異なつた有意性を有す
る。前記に説明されているように、較正座標の作図には
６個の最上位ビツト（ＭＳＢ）が使われなければならな
い。カメラ座標信号の６個の最上位ビツトによつて各々
表わされている64Ｘ座標および64Ｙ座標に対してのみ、
真の（較正）座標ＵおよびＶは決定される。図４は動作
中に検出された放射事象の位置とレベルを表わしている
代表的ワード（デイジツトの行）の表示である。すでに
説明されているように、各ＸおよびＹ座標は動作中12ビ
ツトを含む。各座標ＸおよびＹの６個の最上位ビツト
は、図４において、６ＭＳＢと記され、残りのビツト
は、図４では６ＬＳＢと記されている。 【００３４】７ビツトの精度を有するＸ座標の決定は較
正プレートのラインのイメージを表わしているピーク図
心のＸ座標を参照している。Ｘ（図心のＸ座標）の64の
所定値は較正プレートが64ラインを有するために得られ
る。７ビツトの精度を有するＸ座標の決定は十分である
と証明されている。 【００３５】以上をまとめれば、プレート36がカメラに
装着されたのち、以下のステツプに従つて較正手順が実
行される。 【００３６】１．一対のアナログ−デジタル変換器の
（Ｘi ，Ｙi ）の値が選択され、テーブルへの対応する
入力（記入）が決定される。 【００３７】２．Ｙi に対応する映像中の各行につい
て、データは各ラインにおいて事象のピークを有する映
像を介して１次元プロフアイルを表わす（図５参照）。 【００３８】３．各ピークの図心Ｘc は最小２乗のガウ
ス近似を用いて求められる。これは、較正映像の等間隔
に配置されたＵ値についてＸc 値を与える。 【００３９】４．このデータに近似するＵ＝a Ｘ3 ＋b
Ｘ2 ＋c Ｘ＋d の関係式を導き、これに基いて、64個の
所定のＸ値についてＵ値を決定する。 【００４０】５．64個の全Ｙi 値に対してステツプ２〜
４をおこなう。 【００４１】６．映像を90°回転させて処理を繰返し、
Ｖ＝ey3 ＋fy2 ＋gy＋h なる最適の適合式を導出し、64
個の全Ｘi について行い、空間的補正データの全てを変
換テーブル、すなわち64個のＸ, Ｙ座標位置の関数とし
て方形マトリツクス配列のＵ，Ｙ値を入力する。 【００４２】図７の64×64マトリツクス変換テーブル4
1, 42に蓄積された事象の座標（Ｘ，Ｙ）に関連した真
の空間座標位置をＵ，Ｖにより、システムは実際の研究
において得られる臨床情報を習得して補正するのに用い
られるであろう。図８を参照すれば、各事象に対して12
ビツトの精度のＸ, Ｙ座標ワード(word)がアナログ−デ
ジタル変換器17によりつくり出される。６個の最上位ビ
ツト（Ｘ, Ｙ)1，（ＭＳＢ）（図４参照）は、変換テー
ブル42, 43をアクセスして64×64マトリツクス中のかよ
うな位置及び次の高位の座標（Ｘ，Ｙ)2-4位置の各々に
対して対応する真の（Ｕ，Ｖ）座標を得るのに使用され
る。未補正のＸ，Ｙマツピングから真の座標Ｕ，Ｖマツ
ピングまでこれら座標の変換は、実線の輪郭で示され
る。映像事象の連続的な変換補正要素が示されるとすれ
ば、それらは、重複部分又は空所部分もない連続的なモ
ザイクとなろう。 【００４３】各シンチレーシヨン事象の実際の測定座標
は、動作中、12ビツトの精度で発生している。これは、
各信号の測定幅が4096段階（ステツプ）に分割されてい
ることを意味する。しかしながら、上記にすでに説明さ
れているように、変換テーブルは較正に対する必要なメ
モリ空間と時間を減少させるために、まさに64×64マト
リツクスである。これは、修正に対してはＸおよびＹ座
標の64値のみが有効である。そのために、ＸおよびＹ座
標の６個の最上位ビツトのみが変換テーブルをアクセス
するために使われ得る。12ビツト信号の内の残りの６ビ
ツトが０でなければ、実際の座標は変換テーブルをアク
セスするために使われる値より大きい。そのために補間
は、64×64マトリツクスにおける６個の最上位ビツトと
各々次に高い座標位置によつて与えられる座標に基いて
作られる。 【００４４】Ｕ，Ｖ座標を決定するにあたつて区間内の
直線関係を仮定すれば、マトリツクスに蓄積された座標
の中間で生ずる検出事象の見掛けの空間座標（Ｘ，Ｙ）
に対応する正確な真の空間（Ｕ，Ｖ）座標を見出すため
に、各Ｘ，Ｙ座標の６ビツトの最下位ビツトを用いて比
例直線補間が実行される。典型的な直線補間は次のよう
に進行される。 【００４５】１．コーナー要素１〜４（事象の（Ｘ，
Ｙ）最上位ビツトＭＳＢに対応する要素及びマトリツク
スの次に連続する高位の座標）のＵ，Ｖ座標がアクセス
される。 【００４６】２．事象の（Ｘ，Ｙ）の最下位ビツトＬＳ
Ｂを用いて、次式に従つて比例定数が決定される。 【００４７】 Ａ＝Ｕ1 ＋（Ｕ2 −Ｕ1 ）×（ＬＳＢ）／６４ Ｂ＝Ｖ1 ＋（Ｖ2 −Ｖ1 ）×（ＬＳＢ）／６４ Ｃ＝Ｕ3 ＋（Ｕ4 −Ｕ3 ）×（ＬＳＢ）／６４ Ｄ＝Ｖ3 ＋（Ｖ4 −Ｖ3 ）×（ＬＳＢ）／６４ 【００４８】３．事象に対する真の位置座標（Ｕ，Ｖ）
が、Ｕ＝Ａ＋（Ｃ−Ａ）Ｙ（ＬＳＢ）／６４と求めら
れ、さらにＶ＝Ｂ＋（Ｄ＋Ｂ）Ｙ（ＬＳＢ）／６４が求
められる。 【００４９】なお、比例定数の64は、補間の精度、すな
わち６個の最下位ビツトＬＳＢに対応するものであり、
本発明は上記の精度に限定されるものではない。 【００５０】このようにして、各事象に対して真の空間
座標位置が決定され、従つてカメラ映像の非直線性及び
不均一性が減少される。このようにして、本発明によれ
ば、64×64マトリツクスに関連した経済的で容易な較正
による4096×4096変換テーブルを用いて高精度の補正を
効果的に達成できる。 【００５１】本発明のシステムは蓄積Ｕ，Ｖ値間の直線
補間に限定されるものではなく、真の映像位置をよりよ
く決定しようと考える場合、非線形の関係に従つてＵ，
Ｖを決定するように容易に修正できることを実現するこ
とは重要である。例えば、較正プロセスの間、最も良く
適合する３次のスプライン多項式展開に対応して、各カ
メラ座標間の間隔を描写するように係数が定められたこ
とを想起されたい。64×64の変換テーブル配列41, 42内
の各要素に関して、これらの同様な座標が蓄積され、各
事象の最下位ビツトＬＳＢに関連したＵ，Ｖ座標を算定
するために演算ユニツト23内で用いられる。しかしなが
ら、実験結果によれば、64×64マトリツクス配列を用い
た場合は、直線補間は真の座標を決定する上で十分な精
度を与えることを示している。 【００５２】補間を使わなければ変換テーブルによるカ
メラ座標の修正には２つのオプシヨンがある。小変換テ
ーブルを使えば、信号の測定は６ビツトの精度によつて
使われ得るのみで、そのため、イメージは不精確にな
る。信号の測定が12ビツトの精度によつて処理されてい
れば、4096×4096の変換テーブルは、大きなメモリ能力
と長い較正期間を必要とするであろう。本発明の補間を
使うことによつて、4096×4096変換テーブルに関連する
修正の精度は、経済性と64×64変換テーブルに関連する
較正の容易さが効果的に達せられる。 【００５３】再び図８を参照すれば、先行技術に対する
重要な違いが示されている。米国特許第3,745,345 号に
関して前述したように、ビツト精度に依存して、検出さ
れた事象のＸ, Ｙ座標のビツト内容により決定されるマ
トリツクス要素に対応して、所望のΔＸ及びΔＹが蓄積
される。すなわち、補正マトリツクス配列は容量的に座
標のビツト精度に対応する。図８の破線変換により示さ
れるように、これらの補正因子(factor)は、Ｘ, Ｙ値に
適用されて、要素内に位置する全ての事象を新たな位置
（Ｘ＋ΔＸ，Ｙ＋ΔＹ）に移行させる。かくして、先行
技術が本発明と同程度の精度を達成するためには、補正
因子の蓄積用の4096×4096のマトリツクス配列を使用す
ることが必要である。本発明は、64×64変換テーブル・
マトリツクスに重畳された微細な補間グリツドを有効に
用いることによつて、同一の効果を達成するものであ
る。先行技術において粗いグリツドを使用するならば、
非直線性は部分的にのみ補正され、事象の不正確な位置
によつて映像の人工的構成がつくられ、変換された要素
には恐らく重複部分又はすき間が生じよう。 【００５４】前に指摘したように、Ｚ信号の変化は、多
くの観点から重要であるが、基本的なものとしては、関
心ある放射事象のみの解像、映像の非直線性（臨床評価
においてはソースの解明が重要であることを想起された
い）及びその合成の空間誤差(error) である。本発明
は、隣接する複数個のカメラ面のセグメントに対してＺ
t エネルギー閾値を変えることによつて上記の歪を防止
している。図９を参照するに、ガンマ線カメラの典型的
なエネルギー・ヒストグラムが図示されている。通常
は、ピークエネルギー内容が関心事であり、これらの事
象のみが記録されるようにエネルギー・ウインドーが選
択される。これは、上方及び下方の閾値間のＺレベルを
表示しない事象を全て除外することにより実現される。
事象の空間位置に関してレスポンス（応答）が変化する
ことはよく知られており、従つて受けた事象の見掛け上
のエネルギー内容は、そのＸ, Ｙ位置の関数である。こ
れを、考慮しなければ、情報に致命的な損失を生じ、信
号のあいまいさが増大する。 【００５５】カメラのＺ応答（レスポンス）を規格化す
るために、定常の点源がカメラ面を投射するように使用
され、その全面がエネルギー事象を受けるようにする。
図１０を参照すれば、図７の64×64マトリツクス配列の
変換テーブル43の６ビツトのＸ, Ｙ要素の各々に対して
分離したエネルギー・ヒストグラム51が求められる。制
限された計算機のコアサイズにより、ヒストグラムは、
同時に多数のＹ座標のみについて求められ、次のヒスト
グラムを求められる前にデスク記憶装置に転送される。
好適には、カウント数Ｎi は、５ビツト32レベルのヒス
トグラムに蓄積され、これに対する標準のピーク検索ル
ーチンは演算ユニツト23内で適用される。 【００５６】ピークを決定したのち、各要素に対して16
ビツトのワードが作用されるが、このうちの８ビツトは
Ｚt の低位の値を設定し、残り8 ビツトは高位のはＺt
の低位の値を設定し、残り8 ビツトは高位の値を設定す
る。 【００５７】上述のＺ値あるいはＺ信号はエネルギーレ
ベルを表わしている。変換器によつて受信されたエネル
ギーレベルの信号は、図４に表示されているが、アナロ
グ−デジタル変換器においてデジタル化され、8 ビツト
のＺ信号を発生させている。 【００５８】通常はシンチレーシヨン事象のピークのエ
ネルギー量Ｚt （閾値）は重要である。 【００５９】そのため、上位及び下位の閾値によつて決
定されるエネルギーウインドーが選択される。Ｚ信号が
8 ビツトを有しているように、閾値（下位のＺt 値と上
位のＺt 値）も同様に8 ビツト有する。そのため、エネ
ルギー信号Ｚは6 ビツトの精度で発生しているのみであ
るが、16ビツトワードはエネルギーウインドーに対して
発生しているはずである。 【００６０】上述のウインドーは、通常は、最も適合す
るガウス分布の電力半減点に関するものであるが、これ
に限らず任意の限界が設定され得ることは直ちに理解さ
れよう。これらの値は、一旦セツトされたのち、通常64
×64マトリツクス配列（アレイ）であるＺ変換テーブル
に置かれ、各事象の最上位ビツトＭＳＢによつてアクセ
スされる。 【００６１】臨床の場において重要な事象をすべて検出
する必要性を実現する場合、Ｚを規格化する重要性は理
解できよう。Ｚt ウィンドーの移動及び／又は絞りによ
つて、有意義な情報の検出のみならず不必要な事象の記
録も最小にできる。 【００６２】図１１を参照するに、コンポーネント等の
変化によりシステムが再較正を必要とする場合、この再
較正は、選択された（Ｘi ，Ｙi ）座標の代りにカメラ
の（Ｘ，Ｙ）アナログ−デジタル変換信号としての変換
テーブルＵ，Ｖ値を用いて補正の必要度を減少させるも
のである。この繰返しの手法は、初期の較正の間使用さ
れ、残存する未補正の非直線性を更に減少させる。 【００６３】較正後においてもカメラ面の周辺範囲のま
わりに、或る種の大きな非直線性が残る傾向にあること
は注目される。これは正確なＵ，Ｖ座標の決定に対し
て、これらの分野に利用できる較正座標の最小数の他に
大きな歪みにより発生されるものと考えられる。 【００６４】収束的な反復処理を用いる再較正により、
これらの分野の改善が得られた。この処理は、初期較正
に用いたものと同様のプロセツサに利用可能なルーチン
を使用する。 【００６５】初期の粗い補正は、前述の初期処理と同様
の変換テーブルの手法を使用し、Ｕ，Ｖ値をカメラの事
象座標Ｘ′，Ｙ′として扱うことにより達成されよう。
較正映像から導出された新たな変換テーブル23′は、各
Ｘ′，Ｙ′の対に対して新たな真の位置座標Ｕ′，Ｖ′
を与える。しかし、新たなテーブル23′は原の事象座標
Ｘ，Ｙに対してアクセス可能とされなければならず、こ
れは以下のように行われる。 【００６６】１．カメラの原のアナログ−デジタル変換
値の対（Ｘi ，Ｙi ）を取り上げる。 【００６７】２．対応する（Ｘ′，Ｙ′）座標を検索す
る。 【００６８】３．この（Ｘ′，Ｙ′）対をカメラ信号と
して処理するに当り、最初に真の事象座標を決定するの
と同様な方法にて、新たな変換テーブル23′をアクセス
するために６個の最上位ビツトＭＳＢを使用し、更に次
のコーナー要素を設定する（図８参照）。次に、原のＸ
i ，Ｙi アドレスにおいて真のＵ，Ｖ値を補間するため
に６個の最下位ビツトＬＳＢを用い、これによつて原の
カメラ座標によりアクセス可能な新たな補正テーブルを
確立する。 【００６９】システム較正に続く動作を簡単に要約すれ
ば、入射ガンマ線事象は、（Ｘ，Ｙ）空間座標値とＺエ
ネルギー信号とを生成する。Ｘ，Ｙ座標の最上位ビツト
ＭＳＢは、それぞれ２個の変換テーブルの各々に在る真
の空間座標値Ｕ，Ｖをアクセス又はアドレスするのに用
いられ、６個の最下位ビツトＬＳＢは各事象に対して正
確な真の座標を補間するのに用いられる。次いでこれら
の事象は、選択されたマトリツクス配列のアドレスされ
たＸ，Ｙ座標セグメントごとに設定された閾値の限界内
に落込む場合にだけ、システムに受入れられる。 【００７０】事象が一旦受入れられると、Ｘ，Ｙ信号
は、より粗い表示マトリツクスであることを通常とする
マツピングに適合するビツト内容になるように余分なビ
ツトの切捨てが行われる。
るものであり、更に具体的には、放射線を監視（測定）
して人体内に正確に位置決めする放射線映像装置に関す
る。 【０００２】 【従来の技術】核医学は治療の分野で最も急速に発展し
つつあるものの一つである。核物理にその名を由来して
いるこの技術には、静脈中に放射性同位体（ガンマ線を
放射する放射性物質）を少量注入することも含まれる。
血流がこの放射性同位体を体内中に分布させ、適宜な感
応変換器が分布の履歴を記録する。 【０００３】同位体を多量に摂取するか又は血液の供給
が豊富な体内部分は明るくなるか又は高照度の部分とな
り、逆に低い摂取又は血液供給部分は暗く見える。この
ようにして、体内の任意の箇所又は特定の器官は、安全
に、高信頼で、無侵襲の方法で治療が施される。 【０００４】核による調査において最も多く使用される
装置は、例えば受けた放射エネルギー量子数に比例する
光子を放出するシンチレーシヨン結晶である。この放射
された光子に応じた電気信号を発生する結晶と共に閉回
路光通信においては複数の光電管（光電素子）が用いら
れる。参照される米国特許3,111,057 号の明細書は、通
常“Anger"（発明者名）又はガンマ線カメラと称されて
いる放射線映像装置を開示している。 【０００５】この種のシンチレーシヨン・カメラは、適
宜なコリメータを通過し結晶に入射する個々のガンマ線
を検出することによつて、同位体の分布図を作成する。
光電管の出力を電気回路が解読して、直交（Ｘ，Ｙ）座
標及び各ガンマ線のエネルギー量に比例するカメラ信号
出力の結果を表示する第３の信号（Ｚ）に変換する。エ
ネルギーＺ信号が許容値すなわち所定の上限値，下限値
（Ｚウインドー）に入るときは、結果を記録すると共に
映像点をその座標位置に従つて二次元マトリツクスに描
く。通常は位置座標とエネルギーレベルはアナログ量で
あるが、周知の方法によつて等価なデジタル量に変換し
得よう。 【０００６】核医学の進展及び診断器具としての用途の
増大につれて、例えば小さな腫脹の識別であるとか心臓
の機能又は寸法の測定その他の場合において、ガンマ線
カメラからより多くの、より改良された情報を取出すこ
とが必要となつてきた。残念ながらこのような努力にも
拘らず、カメラの設計，製造に本質的に付随する非直線
性、すなわち映像点の空間的な歪のため、見分けが一層
困難となり、身体に一層有害なものとなつてきた。更に
カメラの空間的な解像力を改善することを意図した新し
いカメラの設計により、イメージ（映像）の非直線性と
不均一性（カメラ領域（面）に実質的に均一な放射線を
与える投射放射線源に対してカメラ出力信号の非直線応
答を与える不均一性）の双方を減少させるどころか、か
えつて増大させることは真実である。 【０００７】これらの本質的な誤差要因を取除くため、
先行技術は種々の改良手法を開示している。ここで参照
のために組入れられる米国特許第3,745,345 号明細書
は、特別な方法で正確に位置せしめられる多数の見掛け
上の放射映像(phantom radiation image) 点に関連して
カメラの非直線性の大きさを定めている。放射映像点か
らＸ及びＹの増分が導出されて蓄積され、オンライン的
に又は引続く表示において原の歪映像がこの表示の中心
に位置したときにカメラ信号を補正するのに使用され
る。この手法（技術）は、ある程度の改良を潜在的に導
入したものの、実用の目的を果すには不十分であり、し
かも不幸にも最終の映像に明らかな変形を付加した。そ
れだけでなく、上記特許の較正手法は、何らかの精度を
もつておこなうには困難で且つ骨の折れる仕事である。
更に、上記先行技術のシステムは、ソース（放射線源）
位置の関数としてのＺ（エネルギー値）信号の偏差を無
視し、すなわちカメラ面の特定の位置における放射線の
ポイントソースに応答するＺ信号出力の偏差を全く無視
していることは注目すべき重要なことであり、これが重
要であることは後に明らかにされよう。 【０００８】米国特許第3,937,964 号、同第3,980,886
号及び同第4,001,591 号はいずれも解像力（放射線源を
認識する能力）の向上及び非線形の回避についての他の
手法を提案しているが、これらのいずれもが経済性、高
信頼性及び本発明の新規な観点に包含された目的を達成
するための機能を欠いている。この課題に関する情報を
開示し且つ可能な補正手段に関連している他の科学文献
は、Dennis Kirch, Leonard Shabason, Michael LaFree
及びGerry Hine による "Online Digital Methods f
or Correction of Spatial Energy Dependent Distorti
ons of Anger Gamma Images" 並びに F. Saussaline,
A. Todd-Pokrapek 及び C. Raynaud による "Quantita
tion Studies with the Gamma Camera after Correctio
n for Spatial and Energy Distortion" である。 【０００９】 【発明が解決しようとする課題】従つて本発明の目的
は、空間的非直線性と信号不均一性を最小にしつつ高解
像度を有する放射線変換器映像装置を提供することにあ
る。本発明の他の目的は、検出されたエネルギー事象
（event)の各々が該当する真の空間位置に補正される装
置を提供することにある。本発明の他の目的は、事象の
検出が空間位置の関数として制御される装置を提供する
ことにある。本発明の他の目的は、点ソースに対する均
一な応答と高解像力を有するガンマ線検出システムを提
供することにある。本発明の更に他の目的は、放射線映
像システムの較正手段及びこの較正を実現する装置を提
供することにある。 【００１０】 【課題を解決するための手段】本発明は、適宜な変換
器、特にデジタル的手法で位置情報を発生する特定のAn
ger 形の放射性同位体用カメラによつて検出された放射
事象について、真の位置情報を導出するものである。先
行技術は、アナログ処理の手法又は米国特許第3,745,34
5 号のように不十分なデジタル処理の手法に依存するも
のである。本発明のシステムにおいては、エネルギー事
象の真の位置情報が較正により導出され、以後の呼出し
に備えて変換テーブルに蓄積されるが、この蓄積データ
は、映像の非直線性と品質に悪影響を及ぼす光電子増倍
管その他のカメラ要素の長期変動を考慮して、周期的な
更新が行われる。 【００１１】到来事象についての真の座標の決定は、空
間的な非直線性を補正し、非直線性が軽減された無歪映
像を作成する。本発明のシステムは、また、空間的に変
化するＺエネルギー信号のウインドーの組合せにより、
カメラの検出面にわたつて固有の信号応答特性の偏差を
補償し、選択したエネルギー事象信号、例えば必要な場
合はコンプトン・リコイル（recoil) 事象のみをの検出
を可能にする。これによつて、フイールドの非直線性を
減少させ、少ない信号の不明瞭さ及び増大した映像のコ
ントラストをもたらす雑音を最大限に除去するようにエ
ネルギー受入れ基準の設定を可能にする。 【００１２】上述の事項を助長し且つ先行技術の問題を
回避するため、本発明の一面に従えば、検出された放射
事象の位置座標に関する信号を発生する放射線変換器を
備えた放射線映像システムが提供される。本発明のシス
テムは、変換器のアナログ位置座標信号をこれの複数ビ
ツトのデジタル相当量に変換する手段と、変換器の位置
座標に対応する選択され、検出された放射事象について
真の空間座標位置を蓄積する手段とを備えている。選択
された事象に対応しない検出された事象の各々の真の位
置座標は、蓄積された真の空間座標間の区間内で補間さ
れる。 【００１３】本発明の他の一面は、受信したエネルギー
事象の各々に対して変換器の応答特性を決定する手段
と、複数の変換器の座標位置についてシステムの応答特
性を修正（変更）する手段とを備えている。 【００１４】更に、本発明の他の一面によれば、空間的
非直線性を極小にするように、放射線映像システムが較
正される。寸法と位置が正確に判つている擬似(phanto
m) 映像が変換器に与えられる。変換器の座標位置信号
が較正映像と比較されて補正された座標が導出され、こ
の補正座標は、引き続いて検出される事象の真の座標を
補間するのに用いられる。 【００１５】 【発明の構成】本発明の構成は以下に示す通りである。
即ち、放射刺激に応答し、該放射刺激が作用する位置に
対応する空間位置において、光事象を発生するシンチレ
ーシヨン結晶及び該シンチレーシヨン結晶に対して所定
のアレイ状に配列され、そこの光事象を観測してそれに
応答して出力信号を発生する複数の光検出器並びに信号
処理装置を具えた形式の放射線映像装置において、 該信
号処理装置は、 Ａ) 較正プレート(36)の測定から受信したマトリツクス
形の光事象位置座標に関する情報を蓄積する第１, 第２
変換テーブル(41,42) Ｂ) 第１, 第２変換テーブル(41,42) に蓄積された情報
によつて実際の事象の位置座標 (Ｘ, Ｙ) の補正を実行
する演算ユニット(24) Ｃ) 位置座標 (Ｘ, Ｙ) に位置した実際の事象のエネル
ギー信号 (Ｚ) を選択されたエネルギー閾値信号
(Ｚ t ) と比較し、前記エネルギー信号 (Ｚ) を与え、
エネルギー信号 (Ｚ) が前記選択されたエネルギー閾値
信号 (Ｚ t ) の限界内にある時を表示する比較器(22)を
具え、 Ｄ) 第１, 第２変換テーブル(41,42) 以外に、前記第
１, 第２変換テーブルに蓄積された位置座標情報に対し
てエネルギーヒストグラム(51)を蓄積するように与えら
れる第３変換テーブル(43)、を具え、 前記比較器(22)
は、前記エネルギー信号 (Ｚ) が、前記選択されたエネ
ルギー閾値信号 (Ｚ t ) を有する許容可能な限界内にあ
る場合、位置座標 (Ｘ, Ｙ) に位置した実際の事象が、
補正した位置座標 (Ｕ, Ｖ) に表示されることを可能に
するゲート信号 (Ｚ′) を発生することを特徴とする放
射線映像装置としての構成を有する。 【００１６】或いはまた、前記特許請求の範囲第１項に
記載の放射線映像装置において、 第３変換テーブル(43)
は64×64マトリツクス形式にてエネルギーヒストグラム
(51)を蓄積するものであり、 光事象の各位置座標が、12
ビツトの内容を有し、そのうちの６個の最上位ビツ ト
は、位置座標に対して、第１, 第２変換テーブル(41,4
2) の64×64マトリツクスをアドレスするように具えら
れているので、実際の光事象の位置座標の６個の最上位
ビツトによつてアドレス可能である放射線映像装置とし
ての構成を有する。 【００１７】 【発明の概要】本発明は、Ｘ，Ｙ空間座標及び検出放射
事象に関するＺエネルギー信号を発生するガンマ線シン
チレーシヨンカメラに関する。本発明システムは、カメ
ラ面位置の関数としてカメラのＺ信号レスポンス（応答
特性）の較正を与える。更に、カメラ信号は、カメラに
よつて決定されるように、検出事象の見掛け上の座標位
置が、そのシステムに蓄積される補正情報に基いて真の
空間座標の補正を伴つて起るデジタル的な等価量に変換
される。空間座標の補正に加えて、そのシステムは、カ
メラ面の位置の関数として、カメラＺ信号応答特性（レ
スポンス）の較正を与える。 【００１８】 【実施例】標準的なガンマ線カメラはＸ，Ｙ，Ｚの３個
のアナログ信号を発生する。始めの２個はカメラが検出
した各事象の正確な位置座標であり、Ｚ信号はこの検出
された事象についてシンチレーシヨン結晶と光通信を行
なつている全光電子増倍管からの全光出力の大きさであ
る。本発明の一実施例は、これらＸ，Ｙ値をそれぞれの
Ｕ，Ｖ値に変換するものである。固有のカメラと回路の
不完全性のため、この変換は直線的なものではなく、カ
メラの異る視野ごとに非直線的補正を必要とする。 【００１９】カメラ座標Ｘ，Ｙの各々は、真の空間座標
ＵとＶの非直線関数である。この事は、理論的には完全
に水平又は垂直であるべきカメラの映像線に曲り（湾
曲）を導入する結果となる。詳しくは後述するように、
一般的な補正の手法は、放射線源（ソース）の位置座標
（Ｘ，Ｙ）をカメラの視野内の一定の真の位置座標（一
定のＵ，Ｖ値）に描くものであり、この際これらの座標
位置の間隔は実際に生ずる歪を正しく表示するものに十
分接近せしめられる。一旦このデータが蓄積されると、
較正された映像座標間の任意の区間内において妥当な４
個の係数の唯一のセツトによつて特徴付けられる１次元
の３次スプライン関数の系列に対して数学的な適合（近
似）が行なわれる。従つて、これらの適合は実際のカメ
ラのアナログ信号の変化と歪の詳細な記録を提供する。 【００２０】計算機との相互接続していると考えられる
図１を参照すれば、本発明の放射線映像システムが、機
能ブロツク図形式で描かれている。変換器11は、米国特
許第3,011,057 号明細書に記載されたものと同種のガン
マ線カメラであり、外部ソースから放射される放射事象
を検出する。カメラの出力信号12は、カメラ電子回路13
で動作されて正確な直交空間座標Ｘ14, Ｙ15及びエネル
ギーレベル信号Ｚ16を発生する。これらのアナログ信号
は、更にアナログ−デジタル変換器17でデジタル化さ
れ、それぞれ12ビツトのＸ, Ｙワードと、8 ビツトのＺ
信号を発生する。 【００２１】座標信号Ｘ, Ｙの各々は、変換テーブル23
をアクセスすることによつて真の座標Ｕ, Ｖ，27, 28に
補正されるが、この変換テーブルはＸ, Ｙ各座標により
アドレスされるＵ，Ｖ値を含む矩形マトリツクスであ
り、演算ユニツト24内の補間ルーチンを実行する。プロ
セツサ信号25, 26は、呼び出された特定ルーチンの実行
期間中に演算ユニツト24に出入りする情報を表わす。変
換テーブル23は、また、検出された放射事象の特定の
Ｘ, Ｙ座標についての選択されたエネルギー閾値信号Ｚ
t 21を供給する。Ｚ信号20のエネルギーレベルは比較回
路22内でＺt と比較され、妥当な範囲、すなわち許容限
界内にあることが判明すると、ゲート信号Ｚ′29が発生
し、ゲート30は、各許容エネルギー事象が記録されて補
正座標Ｕ, Ｖに表示されることを可能にする。 【００２２】上述のごとき動作を行うに先立つて、シス
テム内に蓄積するデータの必要な補正を行うため、或る
種の較正操作を実行することが必要である。移動する放
射線源（ポイントソース）に含まれる長たらしい時間及
び不正確さを較正イメージを与えるように変換するた
め、図２，図３に図示した較正プレート36を使用すると
最も好都合であることが見出された。プレート36は、実
効的に無限大の焦点距離を有するようになされたガンマ
線32を放出するテクネチウム99Ｍその他の適宜な同位体
（アイソトープ）のごとき放射線源31により投射された
とき、バーないし線の見掛上の映像を生ずる。このプレ
ートは、約１／８インチ（0.3mm)の厚みと、30cmの内径
（カメラの全実効面積を被うため）のリード・プレート
から構成される。プレート36には約18乃至20本のライン
又は空隙38が形成されるが、各ラインは、その外見上の
幅が基本的にはカメラの空間的分解能によつて決められ
るような寸法、すなわち約3mm の幅と約15mmの中心間隔
に選択される。フランジ37により、プレート36は、厚み
約１／８インチ（3mm)のアルミニウム板のみによつて隔
てられてシンチレーシヨン結晶34と近接して装着され
る。このようにして、真の空間位置座標を極めて高精度
で知り得る複数個のライン又はバーの放射線の外見上の
(phantom) 映像がカメラに与えられる。プレート36の90
°回転により直交するライン映像が提供され、180 °回
転は各ラインを中心に対して１／２だけ変位させるが、
それによりデータが更に必要な場合の新たな較正用映像
を提供する。 【００２３】プレート36をＸの位置とした状態で、カメ
ラの結晶で検出されたエネルギー量子、即ちガンマ線事
象に対してＹ信号が発生され、アナログ−デジタル変換
器によりデジタル化される。プレート36のライン38が実
質的に垂直方向にあるものとすれば、この映像は64個の
等間隔配置された直交プロフアイル即ちＹ位置にて解析
される。図５に示すように、プロフアイルＹ＝Ｙi と選
択することにより、放射事象の分布は各映像ライン１乃
至Ｎに関して得られる。各ピークの図心のＸ座標は７ビ
ツトの精度（この発明はこの精度のレベルに限定される
ものでない）により決定され、図６を参照すれば、較正
映像の既知の真の座標Ｕに対してプロツトされる。Ｘ座
標は独立変数として選択され、Ｕは、Ｘ及びＹ〔Ｕ＝Ｕ
（Ｘc ,Ｙi ) 〕の64個の所定値の関数として変換テー
ブル23により入れられる。 【００２４】ＸおよびＹ位置とＸおよびＹ信号の意味
は、必ずしも同じではない。ＸおよびＹ位置とは、事象
の実際の空間座標である。ＸおよびＹ信号とは、空間座
標に対応する電子信号である。すなわちその信号はその
座標に比例するものである。 【００２５】較正間隔の間で事象座標を記述し、表示す
るために解析的な多項式がつくられるのが好適ではある
が３次スプライン多項式展開に限定されない。これを行
うために、当業者に良く知られた標準的なルーチン
（“Elementary Numerical Analysis an Algorithmic A
pproach" Conte, de Bar, 1963年第２版、CUBIC Fr. 23
4頁、CALCCF Fr. 235頁、SPLINE Fr. 238頁) が使用さ
れる。第１のルーチンは、Ｘc 較正座標の間の各区間に
ついて滑らかな最適の３次式を決定する。第２のルーチ
ンは、所定の全Ｘ座標ごとに好適には64個についてＵ値
を与える。 【００２６】好適な実施例においては、64個のＹi 値に
ついて繰返したのち、64個のＸi 座標プロフアイル及び
Ｙc 値についてＶ値（Ｖ＝Ｖ（Ｙc ，Ｘi ））を求める
ため交叉軸モードで処理が繰返される。所定のＸ及びＹ
座標の各々は６個の最上位ビツト（ＭＳＢ）で記述さ
れ、図７で示す64×64のＵ, Ｖ方形マトリツクス配列の
変換テーブルを構成するのに用いられる。テーブル41,
42を構成することにより、所定のＸ，Ｙ座標によつてア
ドレス又はアクセスされる真の空間座標（Ｕ，Ｖ）の蓄
積を可能とするので、較正後にそのシステムが臨床用の
研究に使用されるときに、検出された放射事象の空間座
標は真のＵ，Ｖ位置に変換されることなのであろう。 【００２７】図６における用語、図心および本明細書に
おけるピーク図心値は、同義の方法で使われている。図
心は最小２乗法ののガウス近似(least square Gaussian
fit) を用いて求められる。 【００２８】図１に示されているように、変換器13（す
なわち空間座標信号Ｘ，Ｙおよびエネルギー信号Ｚ）に
よつて受信された全ての信号は、アナログからデジタル
への変換器17において、デジタル信号に変換される。デ
ジタル信号の精度は信号が有するデイジツトの数によ
る。７ビツトの精度という用語は、信号（この場合、図
心のＸ座標に対応している）が７ビツトの長さを有する
ということを指している。 【００２９】図５および図６に関して、次のような説明
を加える。 【００３０】前述したように、ラインまたは空隙は、較
正プレート36において形成される。図５及び、図６を用
いて説明されている第１段階において、プレート36のラ
インまたは空隙は実質上、垂直の方向にある。すなわち
Ｙ座標の方向である。そこで、プロフアイルＹ＝Ｙi が
選択される。図５は、Ｘ方向において、シンチレーシヨ
ン事象のプロツトを表わしている。Ｎi はシンチレーシ
ヨン事象の数を示している。プレートのラインまたは空
隙に対応してプレートの各ラインに対応する図心１，
２，３…がある。しかしながら、空間ひずみのために図
心のＸ座標は、プレートのラインの真の座標に一致しな
い。それは図６において、較正座標Ｕとして引用されて
いる。換言すれば、図４の図心値によつて表されている
カメラ座標は、プレート36におけるラインの位置によつ
て表されている較正座標に一致していない。カメラ座標
または、図心値Ｘと較正座標または、真の座標Ｕの依存
関係は図６に示されている。 【００３１】用語Ｘc は、図心値の測定されたＸ座標即
ち換言すれば、較正座標Ｕに対応するカメラ座標を表わ
している。 【００３２】前述したように、Ｕ座標に対して変換テー
ブル41が、およびＶ座標に対して変換テーブル42が作成
されている。Ｕ変換テーブルはいくつかのＹ座標のＹi
に対して図心座標Ｘc の機能としてＵ値を含む。相応じ
て、Ｖ変換テーブルは、いくつかの異なつたＸi の値に
対する図心座標Ｙc の機能として、Ｖの値を含む。 【００３３】図１に関してはすでに説明されているよう
に、変換器によつて受信された全信号はデジタル信号に
変換される。通常、ＸおよびＹ座標は、各々12ビツト・
ワードによつて表されている。しかしながら、較正プレ
ートは64ラインのみ有するので、較正に対し、各々の方
向において64位置のみが得られる。そのために、６ビツ
トのＸおよびＹ座標信号は較正信号の位置を描くのに十
分である。いずれの数のシステムにおけると同様にデジ
タル信号における各ビツトは、異なつた有意性を有す
る。前記に説明されているように、較正座標の作図には
６個の最上位ビツト（ＭＳＢ）が使われなければならな
い。カメラ座標信号の６個の最上位ビツトによつて各々
表わされている64Ｘ座標および64Ｙ座標に対してのみ、
真の（較正）座標ＵおよびＶは決定される。図４は動作
中に検出された放射事象の位置とレベルを表わしている
代表的ワード（デイジツトの行）の表示である。すでに
説明されているように、各ＸおよびＹ座標は動作中12ビ
ツトを含む。各座標ＸおよびＹの６個の最上位ビツト
は、図４において、６ＭＳＢと記され、残りのビツト
は、図４では６ＬＳＢと記されている。 【００３４】７ビツトの精度を有するＸ座標の決定は較
正プレートのラインのイメージを表わしているピーク図
心のＸ座標を参照している。Ｘ（図心のＸ座標）の64の
所定値は較正プレートが64ラインを有するために得られ
る。７ビツトの精度を有するＸ座標の決定は十分である
と証明されている。 【００３５】以上をまとめれば、プレート36がカメラに
装着されたのち、以下のステツプに従つて較正手順が実
行される。 【００３６】１．一対のアナログ−デジタル変換器の
（Ｘi ，Ｙi ）の値が選択され、テーブルへの対応する
入力（記入）が決定される。 【００３７】２．Ｙi に対応する映像中の各行につい
て、データは各ラインにおいて事象のピークを有する映
像を介して１次元プロフアイルを表わす（図５参照）。 【００３８】３．各ピークの図心Ｘc は最小２乗のガウ
ス近似を用いて求められる。これは、較正映像の等間隔
に配置されたＵ値についてＸc 値を与える。 【００３９】４．このデータに近似するＵ＝a Ｘ3 ＋b
Ｘ2 ＋c Ｘ＋d の関係式を導き、これに基いて、64個の
所定のＸ値についてＵ値を決定する。 【００４０】５．64個の全Ｙi 値に対してステツプ２〜
４をおこなう。 【００４１】６．映像を90°回転させて処理を繰返し、
Ｖ＝ey3 ＋fy2 ＋gy＋h なる最適の適合式を導出し、64
個の全Ｘi について行い、空間的補正データの全てを変
換テーブル、すなわち64個のＸ, Ｙ座標位置の関数とし
て方形マトリツクス配列のＵ，Ｙ値を入力する。 【００４２】図７の64×64マトリツクス変換テーブル4
1, 42に蓄積された事象の座標（Ｘ，Ｙ）に関連した真
の空間座標位置をＵ，Ｖにより、システムは実際の研究
において得られる臨床情報を習得して補正するのに用い
られるであろう。図８を参照すれば、各事象に対して12
ビツトの精度のＸ, Ｙ座標ワード(word)がアナログ−デ
ジタル変換器17によりつくり出される。６個の最上位ビ
ツト（Ｘ, Ｙ)1，（ＭＳＢ）（図４参照）は、変換テー
ブル42, 43をアクセスして64×64マトリツクス中のかよ
うな位置及び次の高位の座標（Ｘ，Ｙ)2-4位置の各々に
対して対応する真の（Ｕ，Ｖ）座標を得るのに使用され
る。未補正のＸ，Ｙマツピングから真の座標Ｕ，Ｖマツ
ピングまでこれら座標の変換は、実線の輪郭で示され
る。映像事象の連続的な変換補正要素が示されるとすれ
ば、それらは、重複部分又は空所部分もない連続的なモ
ザイクとなろう。 【００４３】各シンチレーシヨン事象の実際の測定座標
は、動作中、12ビツトの精度で発生している。これは、
各信号の測定幅が4096段階（ステツプ）に分割されてい
ることを意味する。しかしながら、上記にすでに説明さ
れているように、変換テーブルは較正に対する必要なメ
モリ空間と時間を減少させるために、まさに64×64マト
リツクスである。これは、修正に対してはＸおよびＹ座
標の64値のみが有効である。そのために、ＸおよびＹ座
標の６個の最上位ビツトのみが変換テーブルをアクセス
するために使われ得る。12ビツト信号の内の残りの６ビ
ツトが０でなければ、実際の座標は変換テーブルをアク
セスするために使われる値より大きい。そのために補間
は、64×64マトリツクスにおける６個の最上位ビツトと
各々次に高い座標位置によつて与えられる座標に基いて
作られる。 【００４４】Ｕ，Ｖ座標を決定するにあたつて区間内の
直線関係を仮定すれば、マトリツクスに蓄積された座標
の中間で生ずる検出事象の見掛けの空間座標（Ｘ，Ｙ）
に対応する正確な真の空間（Ｕ，Ｖ）座標を見出すため
に、各Ｘ，Ｙ座標の６ビツトの最下位ビツトを用いて比
例直線補間が実行される。典型的な直線補間は次のよう
に進行される。 【００４５】１．コーナー要素１〜４（事象の（Ｘ，
Ｙ）最上位ビツトＭＳＢに対応する要素及びマトリツク
スの次に連続する高位の座標）のＵ，Ｖ座標がアクセス
される。 【００４６】２．事象の（Ｘ，Ｙ）の最下位ビツトＬＳ
Ｂを用いて、次式に従つて比例定数が決定される。 【００４７】 Ａ＝Ｕ1 ＋（Ｕ2 −Ｕ1 ）×（ＬＳＢ）／６４ Ｂ＝Ｖ1 ＋（Ｖ2 −Ｖ1 ）×（ＬＳＢ）／６４ Ｃ＝Ｕ3 ＋（Ｕ4 −Ｕ3 ）×（ＬＳＢ）／６４ Ｄ＝Ｖ3 ＋（Ｖ4 −Ｖ3 ）×（ＬＳＢ）／６４ 【００４８】３．事象に対する真の位置座標（Ｕ，Ｖ）
が、Ｕ＝Ａ＋（Ｃ−Ａ）Ｙ（ＬＳＢ）／６４と求めら
れ、さらにＶ＝Ｂ＋（Ｄ＋Ｂ）Ｙ（ＬＳＢ）／６４が求
められる。 【００４９】なお、比例定数の64は、補間の精度、すな
わち６個の最下位ビツトＬＳＢに対応するものであり、
本発明は上記の精度に限定されるものではない。 【００５０】このようにして、各事象に対して真の空間
座標位置が決定され、従つてカメラ映像の非直線性及び
不均一性が減少される。このようにして、本発明によれ
ば、64×64マトリツクスに関連した経済的で容易な較正
による4096×4096変換テーブルを用いて高精度の補正を
効果的に達成できる。 【００５１】本発明のシステムは蓄積Ｕ，Ｖ値間の直線
補間に限定されるものではなく、真の映像位置をよりよ
く決定しようと考える場合、非線形の関係に従つてＵ，
Ｖを決定するように容易に修正できることを実現するこ
とは重要である。例えば、較正プロセスの間、最も良く
適合する３次のスプライン多項式展開に対応して、各カ
メラ座標間の間隔を描写するように係数が定められたこ
とを想起されたい。64×64の変換テーブル配列41, 42内
の各要素に関して、これらの同様な座標が蓄積され、各
事象の最下位ビツトＬＳＢに関連したＵ，Ｖ座標を算定
するために演算ユニツト23内で用いられる。しかしなが
ら、実験結果によれば、64×64マトリツクス配列を用い
た場合は、直線補間は真の座標を決定する上で十分な精
度を与えることを示している。 【００５２】補間を使わなければ変換テーブルによるカ
メラ座標の修正には２つのオプシヨンがある。小変換テ
ーブルを使えば、信号の測定は６ビツトの精度によつて
使われ得るのみで、そのため、イメージは不精確にな
る。信号の測定が12ビツトの精度によつて処理されてい
れば、4096×4096の変換テーブルは、大きなメモリ能力
と長い較正期間を必要とするであろう。本発明の補間を
使うことによつて、4096×4096変換テーブルに関連する
修正の精度は、経済性と64×64変換テーブルに関連する
較正の容易さが効果的に達せられる。 【００５３】再び図８を参照すれば、先行技術に対する
重要な違いが示されている。米国特許第3,745,345 号に
関して前述したように、ビツト精度に依存して、検出さ
れた事象のＸ, Ｙ座標のビツト内容により決定されるマ
トリツクス要素に対応して、所望のΔＸ及びΔＹが蓄積
される。すなわち、補正マトリツクス配列は容量的に座
標のビツト精度に対応する。図８の破線変換により示さ
れるように、これらの補正因子(factor)は、Ｘ, Ｙ値に
適用されて、要素内に位置する全ての事象を新たな位置
（Ｘ＋ΔＸ，Ｙ＋ΔＹ）に移行させる。かくして、先行
技術が本発明と同程度の精度を達成するためには、補正
因子の蓄積用の4096×4096のマトリツクス配列を使用す
ることが必要である。本発明は、64×64変換テーブル・
マトリツクスに重畳された微細な補間グリツドを有効に
用いることによつて、同一の効果を達成するものであ
る。先行技術において粗いグリツドを使用するならば、
非直線性は部分的にのみ補正され、事象の不正確な位置
によつて映像の人工的構成がつくられ、変換された要素
には恐らく重複部分又はすき間が生じよう。 【００５４】前に指摘したように、Ｚ信号の変化は、多
くの観点から重要であるが、基本的なものとしては、関
心ある放射事象のみの解像、映像の非直線性（臨床評価
においてはソースの解明が重要であることを想起された
い）及びその合成の空間誤差(error) である。本発明
は、隣接する複数個のカメラ面のセグメントに対してＺ
t エネルギー閾値を変えることによつて上記の歪を防止
している。図９を参照するに、ガンマ線カメラの典型的
なエネルギー・ヒストグラムが図示されている。通常
は、ピークエネルギー内容が関心事であり、これらの事
象のみが記録されるようにエネルギー・ウインドーが選
択される。これは、上方及び下方の閾値間のＺレベルを
表示しない事象を全て除外することにより実現される。
事象の空間位置に関してレスポンス（応答）が変化する
ことはよく知られており、従つて受けた事象の見掛け上
のエネルギー内容は、そのＸ, Ｙ位置の関数である。こ
れを、考慮しなければ、情報に致命的な損失を生じ、信
号のあいまいさが増大する。 【００５５】カメラのＺ応答（レスポンス）を規格化す
るために、定常の点源がカメラ面を投射するように使用
され、その全面がエネルギー事象を受けるようにする。
図１０を参照すれば、図７の64×64マトリツクス配列の
変換テーブル43の６ビツトのＸ, Ｙ要素の各々に対して
分離したエネルギー・ヒストグラム51が求められる。制
限された計算機のコアサイズにより、ヒストグラムは、
同時に多数のＹ座標のみについて求められ、次のヒスト
グラムを求められる前にデスク記憶装置に転送される。
好適には、カウント数Ｎi は、５ビツト32レベルのヒス
トグラムに蓄積され、これに対する標準のピーク検索ル
ーチンは演算ユニツト23内で適用される。 【００５６】ピークを決定したのち、各要素に対して16
ビツトのワードが作用されるが、このうちの８ビツトは
Ｚt の低位の値を設定し、残り8 ビツトは高位のはＺt
の低位の値を設定し、残り8 ビツトは高位の値を設定す
る。 【００５７】上述のＺ値あるいはＺ信号はエネルギーレ
ベルを表わしている。変換器によつて受信されたエネル
ギーレベルの信号は、図４に表示されているが、アナロ
グ−デジタル変換器においてデジタル化され、8 ビツト
のＺ信号を発生させている。 【００５８】通常はシンチレーシヨン事象のピークのエ
ネルギー量Ｚt （閾値）は重要である。 【００５９】そのため、上位及び下位の閾値によつて決
定されるエネルギーウインドーが選択される。Ｚ信号が
8 ビツトを有しているように、閾値（下位のＺt 値と上
位のＺt 値）も同様に8 ビツト有する。そのため、エネ
ルギー信号Ｚは6 ビツトの精度で発生しているのみであ
るが、16ビツトワードはエネルギーウインドーに対して
発生しているはずである。 【００６０】上述のウインドーは、通常は、最も適合す
るガウス分布の電力半減点に関するものであるが、これ
に限らず任意の限界が設定され得ることは直ちに理解さ
れよう。これらの値は、一旦セツトされたのち、通常64
×64マトリツクス配列（アレイ）であるＺ変換テーブル
に置かれ、各事象の最上位ビツトＭＳＢによつてアクセ
スされる。 【００６１】臨床の場において重要な事象をすべて検出
する必要性を実現する場合、Ｚを規格化する重要性は理
解できよう。Ｚt ウィンドーの移動及び／又は絞りによ
つて、有意義な情報の検出のみならず不必要な事象の記
録も最小にできる。 【００６２】図１１を参照するに、コンポーネント等の
変化によりシステムが再較正を必要とする場合、この再
較正は、選択された（Ｘi ，Ｙi ）座標の代りにカメラ
の（Ｘ，Ｙ）アナログ−デジタル変換信号としての変換
テーブルＵ，Ｖ値を用いて補正の必要度を減少させるも
のである。この繰返しの手法は、初期の較正の間使用さ
れ、残存する未補正の非直線性を更に減少させる。 【００６３】較正後においてもカメラ面の周辺範囲のま
わりに、或る種の大きな非直線性が残る傾向にあること
は注目される。これは正確なＵ，Ｖ座標の決定に対し
て、これらの分野に利用できる較正座標の最小数の他に
大きな歪みにより発生されるものと考えられる。 【００６４】収束的な反復処理を用いる再較正により、
これらの分野の改善が得られた。この処理は、初期較正
に用いたものと同様のプロセツサに利用可能なルーチン
を使用する。 【００６５】初期の粗い補正は、前述の初期処理と同様
の変換テーブルの手法を使用し、Ｕ，Ｖ値をカメラの事
象座標Ｘ′，Ｙ′として扱うことにより達成されよう。
較正映像から導出された新たな変換テーブル23′は、各
Ｘ′，Ｙ′の対に対して新たな真の位置座標Ｕ′，Ｖ′
を与える。しかし、新たなテーブル23′は原の事象座標
Ｘ，Ｙに対してアクセス可能とされなければならず、こ
れは以下のように行われる。 【００６６】１．カメラの原のアナログ−デジタル変換
値の対（Ｘi ，Ｙi ）を取り上げる。 【００６７】２．対応する（Ｘ′，Ｙ′）座標を検索す
る。 【００６８】３．この（Ｘ′，Ｙ′）対をカメラ信号と
して処理するに当り、最初に真の事象座標を決定するの
と同様な方法にて、新たな変換テーブル23′をアクセス
するために６個の最上位ビツトＭＳＢを使用し、更に次
のコーナー要素を設定する（図８参照）。次に、原のＸ
i ，Ｙi アドレスにおいて真のＵ，Ｖ値を補間するため
に６個の最下位ビツトＬＳＢを用い、これによつて原の
カメラ座標によりアクセス可能な新たな補正テーブルを
確立する。 【００６９】システム較正に続く動作を簡単に要約すれ
ば、入射ガンマ線事象は、（Ｘ，Ｙ）空間座標値とＺエ
ネルギー信号とを生成する。Ｘ，Ｙ座標の最上位ビツト
ＭＳＢは、それぞれ２個の変換テーブルの各々に在る真
の空間座標値Ｕ，Ｖをアクセス又はアドレスするのに用
いられ、６個の最下位ビツトＬＳＢは各事象に対して正
確な真の座標を補間するのに用いられる。次いでこれら
の事象は、選択されたマトリツクス配列のアドレスされ
たＸ，Ｙ座標セグメントごとに設定された閾値の限界内
に落込む場合にだけ、システムに受入れられる。 【００７０】事象が一旦受入れられると、Ｘ，Ｙ信号
は、より粗い表示マトリツクスであることを通常とする
マツピングに適合するビツト内容になるように余分なビ
ツトの切捨てが行われる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の一実施例の機能ブロツク図である。
【図２】較正プレート平面図である。
【図３】較正プレートを装着したガンマ線カメラの概略
的断面図である。 【図４】検出された放射事象の位置とレベルを表示する
ワード構成の典型例を示す概念図である。 【図５】較正映像に関して選択されたＹ座標についての
典型的なＸ座標分布の一例を示す概念図である。 【図６】検出された較正点についての最適の解折的な多
項式曲線の典型例を示す概念図である。 【図７】Ｘ，Ｙ及びＺ補正値についての3 個のマトリツ
クス配列 (アレイ) の斜視図である。 【図８】本発明の理想化した座標補正の概念を先行技術
の補正と比較して示す概念図である。 【図９】放射線変換器に対するエネルギー・ヒストグラ
ムの典型例を示す概念図である。 【図１０】変換器のセグメントについての複数のエネル
ギー・ヒストグラムを表示する概念図である。 【図１１】映像の非直線性を反復補正するために用いる
ときの本発明の一実施例のブロツク図である。 【符号の説明】 11 放射線変換器 13 変換器回路 14,15,16 検出された放射事象のＸ座標信号、Ｙ座標信
号、Ｚ（エネルギー・レベル）信号 17 アナログ−デジタル変換器 21 閾値信号 22 比較器 23 変換テーブル 24 演算ユニツト 30 ゲート 31 放射線源 32 ガンマ線 34 シンチレーシヨン結晶 35 ガンマ線カメラ 36 較正プレート 37 フランジ 38 ライン
的断面図である。 【図４】検出された放射事象の位置とレベルを表示する
ワード構成の典型例を示す概念図である。 【図５】較正映像に関して選択されたＹ座標についての
典型的なＸ座標分布の一例を示す概念図である。 【図６】検出された較正点についての最適の解折的な多
項式曲線の典型例を示す概念図である。 【図７】Ｘ，Ｙ及びＺ補正値についての3 個のマトリツ
クス配列 (アレイ) の斜視図である。 【図８】本発明の理想化した座標補正の概念を先行技術
の補正と比較して示す概念図である。 【図９】放射線変換器に対するエネルギー・ヒストグラ
ムの典型例を示す概念図である。 【図１０】変換器のセグメントについての複数のエネル
ギー・ヒストグラムを表示する概念図である。 【図１１】映像の非直線性を反復補正するために用いる
ときの本発明の一実施例のブロツク図である。 【符号の説明】 11 放射線変換器 13 変換器回路 14,15,16 検出された放射事象のＸ座標信号、Ｙ座標信
号、Ｚ（エネルギー・レベル）信号 17 アナログ−デジタル変換器 21 閾値信号 22 比較器 23 変換テーブル 24 演算ユニツト 30 ゲート 31 放射線源 32 ガンマ線 34 シンチレーシヨン結晶 35 ガンマ線カメラ 36 較正プレート 37 フランジ 38 ライン
─────────────────────────────────────────────────────
フロントページの続き
(72)発明者 グレン・エフ・クノール
アメリカ合衆国ミシガン州48104，ア
ン・アーバー，ウオールデンウツド,
3891番
(72)発明者 ドナルド・レイ・ストレインジ
アメリカ合衆国ミシガン州48843，ハウ
エル，チルソン・ロード，7315番
(72)発明者 マシユー・コール・ベネツト，ジユニア
アメリカ合衆国ミシガン州48103，ア
ン・アーバー，ダブリユー・ワシント
ン・ストリート，609番
(56)参考文献 特開 昭48−59886（ＪＰ，Ａ)
Claims (1)
- (57)【特許請求の範囲】 １．放射刺激に応答し、該放射刺激が作用する位置に対
応する空間位置において、光事象を発生するシンチレー
シヨン結晶及び該シンチレーシヨン結晶に対して所定の
アレイ状に配列され、そこの光事象を観測してそれに応
答して出力信号を発生する複数の光検出器並びに信号処
理装置を具えた形式の放射線映像装置において、 該信号処理装置は、 Ａ) 較正プレート(36)の測定から受信したマトリツクス
形の光事象位置座標に関する情報を蓄積する第１, 第２
変換テーブル(41,42) Ｂ) 第１, 第２変換テーブル(41,42) に蓄積された情報
によつて実際の事象の位置座標 (Ｘ, Ｙ) の補正を実行
する演算ユニット(24) Ｃ) 位置座標 (Ｘ, Ｙ) に位置した実際の事象のエネル
ギー信号 (Ｚ) を選択されたエネルギー閾値信号
(Ｚ t ) と比較し、前記エネルギー信号 (Ｚ) を与え、
エネルギー信号 (Ｚ) が前記選択されたエネルギー閾値
信号 (Ｚ t ) の限界内にある時を表示する比較器(22)を
具え、 Ｄ) 第１, 第２変換テーブル(41,42) 以外に、前記第
１, 第２変換テーブルに蓄積された位置座標情報に対し
てエネルギーヒストグラム(51)を蓄積するように与えら
れる第３変換テーブル(43)、を具え、 前記比較器(22)は、前記エネルギー信号 (Ｚ) が、前記
選択されたエネルギー閾値信号 (Ｚ t ) を有する許容可
能な限界内にある場合、位置座標 (Ｘ, Ｙ) に位置した
実際の事象が、補正した位置座標 (Ｕ, Ｖ) に表示され
ることを可能にするゲート信号 (Ｚ′) を発生する こと
を特徴とする放射線映像装置。 ２．前記特許請求の範囲第１項に記載の放射線映像装置
において、 第３変換テーブル(43)は64×64マトリツクス形式にてエ
ネルギーヒストグラム(51)を蓄積するものであり、 光事象の各位置座標が、12ビツトの内容を有し、そのう
ちの６個の最上位ビツトは、位置座標に対して、第１,
第２変換テーブル(41,42) の64×64マトリツクスをアド
レスするように具えられているので、実際の光事象の位
置座標の６個の 最上位ビツトによつてアドレス可能であ
る 放射線映像装置。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US862,889 | 1977-12-21 | ||
| US05/862,889 US4212061A (en) | 1977-12-21 | 1977-12-21 | Radiation signal processing system |
Publications (2)
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|---|---|
| JPH06258441A JPH06258441A (ja) | 1994-09-16 |
| JP2784372B2 true JP2784372B2 (ja) | 1998-08-06 |
Family
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Family Applications (4)
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| JP58133545A Granted JPS5942471A (ja) | 1977-12-21 | 1983-07-20 | 補正された放射映像信号の発生装置 |
| JP58133544A Granted JPS5942470A (ja) | 1977-12-21 | 1983-07-20 | 信号処理装置及び放射映像装置 |
| JP4076057A Expired - Lifetime JP2784372B2 (ja) | 1977-12-21 | 1992-02-27 | 放射線映像装置 |
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| JP58133544A Granted JPS5942470A (ja) | 1977-12-21 | 1983-07-20 | 信号処理装置及び放射映像装置 |
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| EP (1) | EP0002540B1 (ja) |
| JP (4) | JPS5492386A (ja) |
| CA (1) | CA1129563A (ja) |
| DE (3) | DE2858268A1 (ja) |
| FR (1) | FR2412856A1 (ja) |
| GB (1) | GB2012518B (ja) |
Families Citing this family (36)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4817038A (en) * | 1977-12-21 | 1989-03-28 | Siemens Gammasonics, Inc. | Radiation signal processing system |
| US4281382A (en) * | 1977-12-21 | 1981-07-28 | Medtronic, Inc. | Radiation signal processing system |
| US4211075A (en) * | 1978-10-19 | 1980-07-08 | General Motors Corporation | Diesel engine exhaust particulate filter with intake throttling incineration control |
| US4298944A (en) * | 1979-06-22 | 1981-11-03 | Siemens Gammasonics, Inc. | Distortion correction method and apparatus for scintillation cameras |
| US4316257A (en) * | 1979-11-20 | 1982-02-16 | Siemens Gammasonics, Inc. | Dynamic modification of spatial distortion correction capabilities of scintillation camera |
| US4323977A (en) * | 1979-11-20 | 1982-04-06 | Siemens Gammasonics, Inc. | Non-uniformity energy correction method and apparatus |
| US4386404A (en) * | 1979-12-03 | 1983-05-31 | Medtronic, Inc. | Radiation signal processing system |
| JPS56109649A (en) * | 1980-02-05 | 1981-08-31 | Matsushita Electric Ind Co Ltd | Ultrasonic diagnosing device |
| FR2479990A1 (fr) * | 1980-04-04 | 1981-10-09 | Labo Electronique Physique | Dispositif electronique de correction des defauts de linearite d'une camera de gammagraphie de type anger |
| US4631750A (en) * | 1980-04-11 | 1986-12-23 | Ampex Corporation | Method and system for spacially transforming images |
| DE3177295D1 (de) * | 1980-04-11 | 1993-02-04 | Ampex | Vordezimierungsfilter fuer bildveraenderungssystem. |
| US4588897A (en) * | 1980-06-19 | 1986-05-13 | Elscint, Ltd. | Gamma camera correction system and method for using the same |
| US4419577A (en) * | 1981-02-17 | 1983-12-06 | Siemens Gammasonics, Inc. | Test pattern device for radiation detector and method of manufacture |
| US4546255A (en) * | 1982-04-12 | 1985-10-08 | Medtronic, Inc. | Energy window selection for a radiation signal processing system |
| JPS59141083A (ja) * | 1983-01-31 | 1984-08-13 | Shimadzu Corp | 放射線結像装置 |
| JPS6145737A (ja) * | 1984-08-08 | 1986-03-05 | 株式会社東芝 | Ｘ線検査装置 |
| JPS61110078A (ja) * | 1984-11-02 | 1986-05-28 | Toshiba Corp | 核医学デ−タ処理装置 |
| US4808826A (en) * | 1986-04-08 | 1989-02-28 | Technicare Corporation | Smooth dot density spatial distortion correction in photon imaging devices |
| JPS6312985A (ja) * | 1986-07-03 | 1988-01-20 | Toshiba Corp | 放射線エネルギ−弁別回路 |
| JP2504045B2 (ja) * | 1987-03-31 | 1996-06-05 | 株式会社島津製作所 | リング型ｅｃｔ装置 |
| FR2615979B1 (fr) * | 1987-05-27 | 1992-09-18 | Commissariat Energie Atomique | Procede de correction de distorsion geometrique d'une image, notamment une image produite par une gamma camera |
| FR2615960B1 (fr) * | 1987-05-27 | 1991-09-06 | Commissariat Energie Atomique | Dispositif de localisation d'un rayonnement nucleaire, et dispositif de formation d'image de rayonnement incluant un tel dispositif de localisation |
| EP0387800A3 (en) * | 1989-03-16 | 1991-07-24 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Gamma camera device |
| US5227968A (en) * | 1989-03-30 | 1993-07-13 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Method for eliminating scattered γ-rays and reconstructing image, and gamma camera apparatus |
| FR2650397B1 (fr) * | 1989-07-28 | 1991-10-04 | Informatek Ste Nle | Dispositif a scintillation utilisable pour mesurer l'attenuation par tomographie de transmission |
| US5171998A (en) * | 1990-06-14 | 1992-12-15 | Engdahl John C | Gamma ray imaging detector |
| US5354991A (en) * | 1993-03-01 | 1994-10-11 | The United States Of America As Represented By The Unites States Department Of Energy | Apparatus and method for detecting full-capture radiation events |
| FR2705465B1 (fr) * | 1993-05-18 | 1995-07-07 | Inst Nat Sante Rech Med | Procédé de décomposition d'images scintigraphiques en composantes d'absorption totale et diffusées. |
| US5576547A (en) * | 1993-07-27 | 1996-11-19 | Park Medical Systems Inc. | Position calculation and energy correction in the digital scintillation camera |
| US5500886A (en) * | 1994-04-06 | 1996-03-19 | Thermospectra | X-ray position measuring and calibration device |
| US6642499B1 (en) | 1999-07-19 | 2003-11-04 | The University Of Rochester | System for photometric calibration of optoelectronic imaging devices especially streak cameras |
| US6664542B2 (en) * | 2001-12-20 | 2003-12-16 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Gamma camera error correction using multiple point sources |
| JP2005533245A (ja) * | 2002-07-17 | 2005-11-04 | ヨーロピアン オーガナイゼーション フォー ニュークリア リサーチ | 陽電子放射断層撮影（ｐｅｔ）用及び単一光子放射コンピュータ断層撮影（ｓｐｅｃｔ）用のガンマ線検出器 |
| US8294110B2 (en) * | 2011-03-11 | 2012-10-23 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Method for improved correction of SiPM non-linearity in multiplexed radiation detectors |
| US20210187178A1 (en) * | 2018-08-23 | 2021-06-24 | Nipro Corporation | Extracellular fluid volume calculator and method for calculating extracellular fluid volume |
| CN109521457B (zh) * | 2018-09-25 | 2022-10-21 | 中国辐射防护研究院 | 一种基于信息准则的γ辐射源项划分方法及系统 |
Family Cites Families (15)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US3732419A (en) * | 1970-10-12 | 1973-05-08 | Nuclear Chicago Corp | Scintillation camera with improved resolution |
| US3745945A (en) | 1971-06-23 | 1973-07-17 | J Wilson | Garden seeder |
| US3732420A (en) * | 1971-06-25 | 1973-05-08 | Picker Corp | Automatic calibration system for a scintillation device |
| US3745345A (en) * | 1971-11-09 | 1973-07-10 | Nuclear Chicago Corp | Radiation imaging device |
| SE361948B (ja) * | 1971-11-23 | 1973-11-19 | G Larsson | |
| US3882304A (en) * | 1973-05-04 | 1975-05-06 | Allen Bradley Co | Parametric interpolation of three-dimensional surfaces |
| US3993908A (en) * | 1973-06-22 | 1976-11-23 | Ervin Kaplan | System for whole body imaging and count profiling with a scintillation camera |
| NL7411817A (nl) * | 1973-09-07 | 1975-03-11 | Elscint Ltd | Scintillatiecamera. |
| US4060730A (en) * | 1973-09-07 | 1977-11-29 | Elscint, Ltd. | Scintillation camera for establishing the coordinates of a radiation stimuli produced by a radiation field |
| US3919556A (en) * | 1974-05-15 | 1975-11-11 | Gen Electric | Gamma camera |
| US4066903A (en) * | 1974-07-20 | 1978-01-03 | Emi Limited | Radiology |
| IL48111A (en) * | 1975-09-17 | 1979-01-31 | Elscint Ltd | Scintillation camera with energy window correction |
| US4055765A (en) * | 1976-04-27 | 1977-10-25 | The Ohio State University | Gamma camera system with composite solid state detector |
| AU505730B2 (en) * | 1976-05-07 | 1979-11-29 | Ohio-Nuclear, Inc | Correction circuit for scintillation camera |
| US4093857A (en) * | 1976-12-20 | 1978-06-06 | Raytheon Company | Radiographic normalizing system |
-
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