JPH0448546Y2 - - Google Patents
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- JPH0448546Y2 JPH0448546Y2 JP9823184U JP9823184U JPH0448546Y2 JP H0448546 Y2 JPH0448546 Y2 JP H0448546Y2 JP 9823184 U JP9823184 U JP 9823184U JP 9823184 U JP9823184 U JP 9823184U JP H0448546 Y2 JPH0448546 Y2 JP H0448546Y2
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- IRGKJPHTQIWQTD-UHFFFAOYSA-N 2,7-dibromopyrene-1,3,6,8-tetrone Chemical compound O=C1C(Br)C(=O)C2=CC=C3C(=O)C(Br)C(=O)C4=CC=C1C2=C43 IRGKJPHTQIWQTD-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 5
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Description
【考案の詳細な説明】
(イ) 産業上の利用分野
この考案は、患者体内の放射性物質から放射さ
れる放射線を体外で検出し画像を作る、ECT装
置やガンマカメラ等の核医学イメージング機器の
散乱線除去装置に関する。
れる放射線を体外で検出し画像を作る、ECT装
置やガンマカメラ等の核医学イメージング機器の
散乱線除去装置に関する。
(ロ) 従来技術
ECT装置やガンマカメラ等の核医学イメージ
ング機器は、患者体内に放射性物質を投与してこ
れから発射される放射線を患者体外で検出し、そ
のデータに基づき、体内において立体的に分布し
ている放射性物質の画像を作成するもので、
ECT装置はデータをコンピユータで処理するこ
とにより立体的に分布している放射性物質の特定
断面における分布画像を再構成し、ガンマカメラ
は立体的に分布している放射性物質を１方向から
見た分布画像を得る。リング型ECT装置は、放
射線を検出するための検出器を多数リング型に配
列したものである。
ング機器は、患者体内に放射性物質を投与してこ
れから発射される放射線を患者体外で検出し、そ
のデータに基づき、体内において立体的に分布し
ている放射性物質の画像を作成するもので、
ECT装置はデータをコンピユータで処理するこ
とにより立体的に分布している放射性物質の特定
断面における分布画像を再構成し、ガンマカメラ
は立体的に分布している放射性物質を１方向から
見た分布画像を得る。リング型ECT装置は、放
射線を検出するための検出器を多数リング型に配
列したものである。
第２図は従来のリング型ECT装置によりシン
グルフオトンのイメージングを行なう場合のブロ
ツク図であつて、多数リング型に配列された検出
器１の各々の出力は増幅器２を経てSCA（シング
ルチヤネルアナライザ）３に入力され、入力信号
の波高値が検出対象のエネルギに対応するものと
して設定されたウインドウ内に入つたとき出力が
生じこれがエンコーダ４に送られる。コリメータ
によりコリメートされたガンマ線がたとえばｉ番
目の検出器１に入射し、そのエネルギがウインド
ウ内のものであつたとすると、ｉ番目のSCA３
より出力が生じてエンコーダ４よりその検出器番
号ｉに対応する信号が生じ、この信号とコリメー
タのパラメータによつてアドレス発生回路５から
アドレスが発生し、メモリ６のそのアドレスにデ
ータが格納される。多数のガンマ線が各々の検出
器１に入射してメモリ６にデータが蓄積されたと
き、このデータが読み出されてCPU７によつて
画像再構成されてイメージが得られる。
グルフオトンのイメージングを行なう場合のブロ
ツク図であつて、多数リング型に配列された検出
器１の各々の出力は増幅器２を経てSCA（シング
ルチヤネルアナライザ）３に入力され、入力信号
の波高値が検出対象のエネルギに対応するものと
して設定されたウインドウ内に入つたとき出力が
生じこれがエンコーダ４に送られる。コリメータ
によりコリメートされたガンマ線がたとえばｉ番
目の検出器１に入射し、そのエネルギがウインド
ウ内のものであつたとすると、ｉ番目のSCA３
より出力が生じてエンコーダ４よりその検出器番
号ｉに対応する信号が生じ、この信号とコリメー
タのパラメータによつてアドレス発生回路５から
アドレスが発生し、メモリ６のそのアドレスにデ
ータが格納される。多数のガンマ線が各々の検出
器１に入射してメモリ６にデータが蓄積されたと
き、このデータが読み出されてCPU７によつて
画像再構成されてイメージが得られる。
ところで、近年、放射性物質として123Iアンフ
エタミンを用いると、そのイメージングが脳血流
の様子を良く示していると注目されている。しか
し、この123Iアンフエタミンはその製造上124I等
のコンタミネーシヨンが避けられない（特に廉価
なものほど124Iコンタミネーシヨンが多い）。
123Iアンフエタミンから放出されるγ線のエネル
ギスペクトルを見てみると、第３図Ａのように、
123Iからのγ線により159KeVにピークが生じる
とともに、これよりも高いエネルギ領域（〜
600KeV）に124Iコンタミネーシヨンからのγ線
によるピークが現われる。そのため123Iのピーク
（159KeV）にSCA３のウインドウを設定すると、
第３図Ａ斜線部のようなデータが得られるが、そ
のなかには高エネルギ側からの散乱線が相当部分
（格子状部分参照）を占め、これは検出対象とす
るエネルギのγ線についてのデータにとつてノイ
ズ成分となる。そして123Iの半減期は13時間と短
いのに対して124Iコンタミネーシヨンの半減期は
長いので、時間が経過して123Iからのγ線と124I
からのγ線の割合が近くなつたり、コリメータの
使用によつて123Iからのγ線の感度が低下して
123Iからのγ線と124Iからのγ線の割合が近くな
つたりした場合には、この散乱線の部分の割合が
第３図Ｂのように増加し、相対的にＳ／Ｎ比がよ
り悪くなつて、イメージに悪影響が及ぼされる。
エタミンを用いると、そのイメージングが脳血流
の様子を良く示していると注目されている。しか
し、この123Iアンフエタミンはその製造上124I等
のコンタミネーシヨンが避けられない（特に廉価
なものほど124Iコンタミネーシヨンが多い）。
123Iアンフエタミンから放出されるγ線のエネル
ギスペクトルを見てみると、第３図Ａのように、
123Iからのγ線により159KeVにピークが生じる
とともに、これよりも高いエネルギ領域（〜
600KeV）に124Iコンタミネーシヨンからのγ線
によるピークが現われる。そのため123Iのピーク
（159KeV）にSCA３のウインドウを設定すると、
第３図Ａ斜線部のようなデータが得られるが、そ
のなかには高エネルギ側からの散乱線が相当部分
（格子状部分参照）を占め、これは検出対象とす
るエネルギのγ線についてのデータにとつてノイ
ズ成分となる。そして123Iの半減期は13時間と短
いのに対して124Iコンタミネーシヨンの半減期は
長いので、時間が経過して123Iからのγ線と124I
からのγ線の割合が近くなつたり、コリメータの
使用によつて123Iからのγ線の感度が低下して
123Iからのγ線と124Iからのγ線の割合が近くな
つたりした場合には、この散乱線の部分の割合が
第３図Ｂのように増加し、相対的にＳ／Ｎ比がよ
り悪くなつて、イメージに悪影響が及ぼされる。
このほか、たとえば高エネルギ線源を使用する
検査室が隣接している場合など、周辺環境が悪い
場合に高エネルギγ線のバツクグラウンドノイズ
の悪影響を受ける。
検査室が隣接している場合など、周辺環境が悪い
場合に高エネルギγ線のバツクグラウンドノイズ
の悪影響を受ける。
これらの対策としては、123Iアンフエタミンが
合成されてから早い時期にイメージングを行なう
ことや、あるいはコリメーシヨンを工夫すること
などが考えられるが、いずれも高エネルギγ線の
散乱線を根本的に除去することは困難である。
合成されてから早い時期にイメージングを行なう
ことや、あるいはコリメーシヨンを工夫すること
などが考えられるが、いずれも高エネルギγ線の
散乱線を根本的に除去することは困難である。
(ハ) 目的
この考案は、123Iアンフエタミンによるイメー
ジングにおいてノイズ成分となりイメージに悪影
響を及ぼす124Iコンタミネーシヨンの高エネルギ
γ線の散乱線、およびその他の高エネルギ放射線
の散乱線を除いて、鮮明な画像を得ることに寄与
する、核医学イメージング機器の散乱線除去装置
を提供することを目的とする。
ジングにおいてノイズ成分となりイメージに悪影
響を及ぼす124Iコンタミネーシヨンの高エネルギ
γ線の散乱線、およびその他の高エネルギ放射線
の散乱線を除いて、鮮明な画像を得ることに寄与
する、核医学イメージング機器の散乱線除去装置
を提供することを目的とする。
(ニ) 構成
この考案によれば、多数の放射線検出器と、こ
れらの放射線検出器の出力信号がそれぞれ入力さ
れてこの出力信号の波高をそれぞれ分析する多数
のアナライザとを有する核医学イメージング機器
において、各アナライザの出力端子に多数のゲー
ト回路をそれぞれ接続し、多数の同時計数回路の
各々により、多数の検出器のうち各々近傍に位置
する少なくとも２個の検出器に放射線が同時入射
したことをそれぞれ検出して対応するゲート回路
に禁止をかけるようにしたことを特徴とする。
れらの放射線検出器の出力信号がそれぞれ入力さ
れてこの出力信号の波高をそれぞれ分析する多数
のアナライザとを有する核医学イメージング機器
において、各アナライザの出力端子に多数のゲー
ト回路をそれぞれ接続し、多数の同時計数回路の
各々により、多数の検出器のうち各々近傍に位置
する少なくとも２個の検出器に放射線が同時入射
したことをそれぞれ検出して対応するゲート回路
に禁止をかけるようにしたことを特徴とする。
(ホ) 実施例
123Iアンフエタミンイメージングにおいて障害
となつている124Iコンタミネーシヨンからの〜
600KeVγ線の散乱線は、そのエネルギレベルか
ら見て検出器結晶内でコンプトン散乱を行ない結
晶外に抜け出したものか、あるいは検出器構造体
等の原子番号の高い物質により散乱したものが大
部分を占める。このうち結晶中でコンプトン散乱
を行ないエネルギを失つた光子の何割か（この割
合は結晶および構造体の大きさ、配列によつて決
まる）が隣接する結晶で吸収され、これが検出対
象とするエネルギウインドウ内のノズル成分とな
ると考えられる。他の高エネルギγ線の散乱線に
ついても同じである。そこで、隣接する検出器群
で同時に計数される事象は散乱線そのものであ
り、この同時計数した信号を除去することによ
り、散乱線を除去することが可能である。
となつている124Iコンタミネーシヨンからの〜
600KeVγ線の散乱線は、そのエネルギレベルか
ら見て検出器結晶内でコンプトン散乱を行ない結
晶外に抜け出したものか、あるいは検出器構造体
等の原子番号の高い物質により散乱したものが大
部分を占める。このうち結晶中でコンプトン散乱
を行ないエネルギを失つた光子の何割か（この割
合は結晶および構造体の大きさ、配列によつて決
まる）が隣接する結晶で吸収され、これが検出対
象とするエネルギウインドウ内のノズル成分とな
ると考えられる。他の高エネルギγ線の散乱線に
ついても同じである。そこで、隣接する検出器群
で同時に計数される事象は散乱線そのものであ
り、この同時計数した信号を除去することによ
り、散乱線を除去することが可能である。
第１図において、ｉ番目の検出器１ｉからの信
号はｉ番目の増幅器２ｉを経てｉ番目のTSCA
（タイミングシングルチヤネルアナライザ）３ｉ
に送られ、その出力Ａがｉ番目のゲート回路８ｉ
に送られるとともにｉ番目の同時計数回路９ｉに
送られる。このｉ番目の同時計数回路９ｉには、
隣接する（ｉ＋１）番目および（ｉ−１）番目の
検出器に接続されているTSCAの出力Ｂが送られ
てきており、ｉ番目の出力Ａと（ｉ＋１）番目の
出力Ｂまたは（ｉ−１）番目の出力Ｂとの同時計
数を検出したときに、ｉ番目のゲート回路８ｉに
禁止をかえるようにしている。他の検出器につい
てもそれぞれ同様に構成されており、ゲート回路
を通つた信号がエンコーダに送られる以降の構成
は第２図と同様である。
号はｉ番目の増幅器２ｉを経てｉ番目のTSCA
（タイミングシングルチヤネルアナライザ）３ｉ
に送られ、その出力Ａがｉ番目のゲート回路８ｉ
に送られるとともにｉ番目の同時計数回路９ｉに
送られる。このｉ番目の同時計数回路９ｉには、
隣接する（ｉ＋１）番目および（ｉ−１）番目の
検出器に接続されているTSCAの出力Ｂが送られ
てきており、ｉ番目の出力Ａと（ｉ＋１）番目の
出力Ｂまたは（ｉ−１）番目の出力Ｂとの同時計
数を検出したときに、ｉ番目のゲート回路８ｉに
禁止をかえるようにしている。他の検出器につい
てもそれぞれ同様に構成されており、ゲート回路
を通つた信号がエンコーダに送られる以降の構成
は第２図と同様である。
ここでTSCAの出力Ａは、入力信号の波高値が
検出対象としているγ線のエネルギピーク（たと
えば159KeV）のたとえば±20％に設定されたウ
インドウに入つているときに生じるタイミング信
号であり、出力Ｂは、フルウインドウもしくは上
記の設定ウインドウのエネルギと妨害γ線エネル
ギ（124Iコンタミネーシヨンでは〜600KeV）と
の差より広めのウインドウ内に入力信号の波高値
が入つたときに生じるタイミング信号である。
検出対象としているγ線のエネルギピーク（たと
えば159KeV）のたとえば±20％に設定されたウ
インドウに入つているときに生じるタイミング信
号であり、出力Ｂは、フルウインドウもしくは上
記の設定ウインドウのエネルギと妨害γ線エネル
ギ（124Iコンタミネーシヨンでは〜600KeV）と
の差より広めのウインドウ内に入力信号の波高値
が入つたときに生じるタイミング信号である。
この構成で、TSCA３ｉより出力Ａが生じ、同
時に同時計数回路９ｉから信号が生じたとする
と、（ｉ＋１）または（ｉ−１）番目の検出器に
高エネルギのγ線が入射してコンプトン散乱を起
し、エネルギを失つた散乱線がこの（ｉ＋１）ま
たは（ｉ−１）番目の検出器を抜け出てさらにｉ
番目の検出器に入射して吸収された場合と考えら
れるので、このときの出力Ａは散乱線によるもの
であつて、ゲート回路８ｉで禁止することにより
エンコーダへ送られないようにしている。こうし
てノイズ成分である散乱線を除去することがで
き、エネルギスペクトルは第３図Ｃのようになつ
て検出対象のエネルギウインドウ内のデータ（斜
線部）のうち高エネルギγ線による散乱線のノイ
ズ成分（格子状部分）を少なくできる。その結
果、イメージングにおいて、ノイズ成分である散
乱線の影響の少ない鮮明なイメージを得ることが
できる。
時に同時計数回路９ｉから信号が生じたとする
と、（ｉ＋１）または（ｉ−１）番目の検出器に
高エネルギのγ線が入射してコンプトン散乱を起
し、エネルギを失つた散乱線がこの（ｉ＋１）ま
たは（ｉ−１）番目の検出器を抜け出てさらにｉ
番目の検出器に入射して吸収された場合と考えら
れるので、このときの出力Ａは散乱線によるもの
であつて、ゲート回路８ｉで禁止することにより
エンコーダへ送られないようにしている。こうし
てノイズ成分である散乱線を除去することがで
き、エネルギスペクトルは第３図Ｃのようになつ
て検出対象のエネルギウインドウ内のデータ（斜
線部）のうち高エネルギγ線による散乱線のノイ
ズ成分（格子状部分）を少なくできる。その結
果、イメージングにおいて、ノイズ成分である散
乱線の影響の少ない鮮明なイメージを得ることが
できる。
なお、複数の検出器における同時入射検出の組
み合わせは、上記実施例のように隣接のものだけ
に限らず、近傍のいくつかの検出器の組み合わせ
について同時入射検出を行なうように構成しても
よい。また、上記では本考案をリング型ECT装
置に適用した実施例について説明したが、ガンマ
カメラについても同様に適用可能である。
み合わせは、上記実施例のように隣接のものだけ
に限らず、近傍のいくつかの検出器の組み合わせ
について同時入射検出を行なうように構成しても
よい。また、上記では本考案をリング型ECT装
置に適用した実施例について説明したが、ガンマ
カメラについても同様に適用可能である。
(ヘ) 効果
この考案によれば、近年注目を浴びている123I
アンフエタミンイメージングにおいて124Iコンタ
ミネーシヨンのある廉価な123Iアンフエタミンに
よつてもノイズの少ないイメージを得ることがで
きる。特に、123Iアンフエタミンが合成されてか
ら124Iコンタミネーシヨンの影響が著しくなるま
での時間を延長することが可能となる。また、
123Iアンフエタミンイメージングの場合だけでな
く、周囲環境が悪くて周囲の高エネルギ放射線の
影響を受ける場合でも、高エネルギ放射線の散乱
線を除き、バツクグラウンドノイズを減少するこ
とができる。さらに、放射性物質として123Iアン
フエタミン以外の、複数のエネルギピークを持つ
ものやその他のコンタミネーシヨンのあるものを
用いる場合でも、高エネルギ側からの散乱線の影
響を除くことができる。
アンフエタミンイメージングにおいて124Iコンタ
ミネーシヨンのある廉価な123Iアンフエタミンに
よつてもノイズの少ないイメージを得ることがで
きる。特に、123Iアンフエタミンが合成されてか
ら124Iコンタミネーシヨンの影響が著しくなるま
での時間を延長することが可能となる。また、
123Iアンフエタミンイメージングの場合だけでな
く、周囲環境が悪くて周囲の高エネルギ放射線の
影響を受ける場合でも、高エネルギ放射線の散乱
線を除き、バツクグラウンドノイズを減少するこ
とができる。さらに、放射性物質として123Iアン
フエタミン以外の、複数のエネルギピークを持つ
ものやその他のコンタミネーシヨンのあるものを
用いる場合でも、高エネルギ側からの散乱線の影
響を除くことができる。
第１図はこの考案の一実施例のブロツク図、第
２図は従来例のブロツク図、第３図Ａ，Ｂ，Ｃは
エネルギスペクトルを示すグラフである。 １，１ｉ……検出器、２，２ｉ……増幅器、３
……SCA、３ｉ……TSCA、４……エンコーダ、
５……アドレス発生回路、６……メモリ、７……
CPU、８ｉ……ゲート回路、９ｉ……同時計数
回路。
２図は従来例のブロツク図、第３図Ａ，Ｂ，Ｃは
エネルギスペクトルを示すグラフである。 １，１ｉ……検出器、２，２ｉ……増幅器、３
……SCA、３ｉ……TSCA、４……エンコーダ、
５……アドレス発生回路、６……メモリ、７……
CPU、８ｉ……ゲート回路、９ｉ……同時計数
回路。
Claims (1)
- 多数の放射線検出器と、これらの放射線検出器
の出力信号がそれぞれ入力されてこの出力信号の
波高値をそれぞれ分析する多数のアナライザとを
有する核医学イメージング機器において、各アナ
ライザの出力端子にそれぞれ接続された多数のゲ
ート回路と、上記多数の検出器のうち各々近傍に
位置する少なくとも２個の検出器に放射線が同時
入射したことをそれぞれ検出する多数の同時計数
回路とを有し、この同時計数回路が同時入射を検
出したときに生じる信号で対応するゲート回路に
禁止をかけるようにしたことを特徴とする核医学
イメージング機器の散乱線除去装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP9823184U JPS6114392U (ja) | 1984-06-28 | 1984-06-28 | 核医学イメ−ジング機器の散乱線除去装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP9823184U JPS6114392U (ja) | 1984-06-28 | 1984-06-28 | 核医学イメ−ジング機器の散乱線除去装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS6114392U JPS6114392U (ja) | 1986-01-28 |
| JPH0448546Y2 true JPH0448546Y2 (ja) | 1992-11-16 |
Family
ID=30657780
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP9823184U Granted JPS6114392U (ja) | 1984-06-28 | 1984-06-28 | 核医学イメ−ジング機器の散乱線除去装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS6114392U (ja) |
Families Citing this family (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP3311043B2 (ja) * | 1992-10-23 | 2002-08-05 | 株式会社東芝 | ガンマカメラ |
| JP2000321357A (ja) * | 1999-03-10 | 2000-11-24 | Toshiba Corp | 核医学診断装置 |
-
1984
- 1984-06-28 JP JP9823184U patent/JPS6114392U/ja active Granted
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS6114392U (ja) | 1986-01-28 |
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