JPH0452419B2 - - Google Patents
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- JPH0452419B2 JPH0452419B2 JP14509582A JP14509582A JPH0452419B2 JP H0452419 B2 JPH0452419 B2 JP H0452419B2 JP 14509582 A JP14509582 A JP 14509582A JP 14509582 A JP14509582 A JP 14509582A JP H0452419 B2 JPH0452419 B2 JP H0452419B2
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- JP
- Japan
- Prior art keywords
- radiation
- signal
- calculation circuit
- deviation value
- electrical signals
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- 230000005855 radiation Effects 0.000 claims description 16
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 claims description 6
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 claims description 2
- 238000010521 absorption reaction Methods 0.000 description 4
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 3
- 206010036618 Premenstrual syndrome Diseases 0.000 description 2
- 239000013078 crystal Substances 0.000 description 1
- 230000006866 deterioration Effects 0.000 description 1
- 239000011159 matrix material Substances 0.000 description 1
- 210000000056 organ Anatomy 0.000 description 1
- 230000002285 radioactive effect Effects 0.000 description 1
Classifications
-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
- G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
- G01T1/16—Measuring radiation intensity
- G01T1/161—Applications in the field of nuclear medicine, e.g. in vivo counting
- G01T1/164—Scintigraphy
- G01T1/1641—Static instruments for imaging the distribution of radioactivity in one or two dimensions using one or several scintillating elements; Radio-isotope cameras
- G01T1/1642—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
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- Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
- Nuclear Medicine (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】
この発明は、シンチレーシヨンカメラなどの放
射線結像装置に関する。
射線結像装置に関する。
シンチレーシヨンカメラでは、シンチレータに
ガンマ線などの放射線が入射してシンチレーシヨ
ンが生じると、その光を光電子増倍管で電気信号
に変換して、位置計算回路によりシンチレーシヨ
ンの位置を求めるようにしている。ところがコン
プトン散乱が生じ、その次に光電吸収が生じる
と、シンチレーシヨン光が２箇所以上で生じるこ
とになるので光の広がりが大きくなり、このよう
な光を変換した電気信号を用いて位置計算を行な
えば、その求めた位置の誤差は大きくなるので、
当然のことながら、得られる画像の空間分解能は
劣化するばかりである。このコンプトン散乱−光
電吸収の生じる確率は、シンチレーシヨンとして
NaI結晶を用い、140keVのガンマ線を検出する
場合、約30％であるから、これを除去しない限り
は空間分解能を向上させることは難しい。
ガンマ線などの放射線が入射してシンチレーシヨ
ンが生じると、その光を光電子増倍管で電気信号
に変換して、位置計算回路によりシンチレーシヨ
ンの位置を求めるようにしている。ところがコン
プトン散乱が生じ、その次に光電吸収が生じる
と、シンチレーシヨン光が２箇所以上で生じるこ
とになるので光の広がりが大きくなり、このよう
な光を変換した電気信号を用いて位置計算を行な
えば、その求めた位置の誤差は大きくなるので、
当然のことながら、得られる画像の空間分解能は
劣化するばかりである。このコンプトン散乱−光
電吸収の生じる確率は、シンチレーシヨンとして
NaI結晶を用い、140keVのガンマ線を検出する
場合、約30％であるから、これを除去しない限り
は空間分解能を向上させることは難しい。
また、このコンプトン散乱が生じた場合の画像
の空間分解能劣化の弊害は他の放射線検出器を用
いた放射線結像装置の場合でも同様である。たと
えば比例計数管の原理を利用したマルチワイヤ計
数管を放射線検出器として用いる場合、コンプト
ン散乱が生じると２箇所以上でガスの電離が生じ
るからである。
の空間分解能劣化の弊害は他の放射線検出器を用
いた放射線結像装置の場合でも同様である。たと
えば比例計数管の原理を利用したマルチワイヤ計
数管を放射線検出器として用いる場合、コンプト
ン散乱が生じると２箇所以上でガスの電離が生じ
るからである。
ところが、従来の放射線結像装置では、このコ
ンプトン散乱などによつて発光や電離等の反応領
域が広がることに起因する誤差に対する対策が何
らとられていなかつたため、空間分解能を向上さ
せることはできなかつた。
ンプトン散乱などによつて発光や電離等の反応領
域が広がることに起因する誤差に対する対策が何
らとられていなかつたため、空間分解能を向上さ
せることはできなかつた。
この発明は、コンプトン散乱などによつて発光
や電離等が広がつたことを検出してこのときには
位置信号の出力を禁止することにより、誤差の大
きい位置信号を除去して画像の空間分解能を向上
させるようにした放射線結像装置を提供すること
を目的とする。
や電離等が広がつたことを検出してこのときには
位置信号の出力を禁止することにより、誤差の大
きい位置信号を除去して画像の空間分解能を向上
させるようにした放射線結像装置を提供すること
を目的とする。
以下、この発明の一実施例について図面を参照
しながら説明する。第１図はこの発明をシンチレ
ーシヨンカメラに適用した一実施例を示すもの
で、Ｙ方向の構成はＸ方向の構成と同様であるか
ら、Ｘ方向のみを示しＹ方向については省略して
いる。第１図において被写体１１の特定の臓器に
集積したRI（放射性同位元素）から発せられたガ
ンマ線はコリメータ１２を経てシンチレータ１３
に入射し、シンチレーシヨンを生じる。シンチレ
ーシヨン光はライトガイド１４を経て多数の
PMT（光電子増倍管）１５の各々に導かれて電気
信号に変換され、この信号はプリアンプ１６によ
つて前置増幅される。この実施例では抵抗マトリ
クス方式の位置計算回路１８が用いられ、プリア
ンプ１６の各出力信号は位置計算用重み抵抗１７
の各々を経て加算されたのちエネルギ信号Ｚで割
算されて位置信号Ｘが得られる。PMT１５はた
とえば37本または75本配列され、そのＸ方向の位
置に大じて重み抵抗１７の値が決められている
（なお、マルチワイヤ計数管を用いる場合には各
ワイヤ電極の出力がプリアンプ１６によつて前置
増幅されるように構成するだけで他の構成は同じ
である）。また各プリアンプ１６の出力は、全て
一定の抵抗値とされた抵抗１９を経て加算器２０
に送られてエネルギ信号Ｚを得、このエネルギ信
号Ｚは波高弁別器２１によつて波高弁別され、所
望のエネルギウインド内に入つていると判定され
たときに出力信号を生じる。偏差値計算回路は、
偏差値計算用重み抵抗２２と、加算器２３と、割
算器２４と、乗算器２５と、引算器２６とにより
構成されている。位置信号Ｘは、引算器２６の出
力信号をゲート信号とするゲート２７、及び波高
弁別器２１の出力信号をゲート信号とするゲート
２８を順次経て図示しない表示管またはコンピユ
ータメモリに送られる。
しながら説明する。第１図はこの発明をシンチレ
ーシヨンカメラに適用した一実施例を示すもの
で、Ｙ方向の構成はＸ方向の構成と同様であるか
ら、Ｘ方向のみを示しＹ方向については省略して
いる。第１図において被写体１１の特定の臓器に
集積したRI（放射性同位元素）から発せられたガ
ンマ線はコリメータ１２を経てシンチレータ１３
に入射し、シンチレーシヨンを生じる。シンチレ
ーシヨン光はライトガイド１４を経て多数の
PMT（光電子増倍管）１５の各々に導かれて電気
信号に変換され、この信号はプリアンプ１６によ
つて前置増幅される。この実施例では抵抗マトリ
クス方式の位置計算回路１８が用いられ、プリア
ンプ１６の各出力信号は位置計算用重み抵抗１７
の各々を経て加算されたのちエネルギ信号Ｚで割
算されて位置信号Ｘが得られる。PMT１５はた
とえば37本または75本配列され、そのＸ方向の位
置に大じて重み抵抗１７の値が決められている
（なお、マルチワイヤ計数管を用いる場合には各
ワイヤ電極の出力がプリアンプ１６によつて前置
増幅されるように構成するだけで他の構成は同じ
である）。また各プリアンプ１６の出力は、全て
一定の抵抗値とされた抵抗１９を経て加算器２０
に送られてエネルギ信号Ｚを得、このエネルギ信
号Ｚは波高弁別器２１によつて波高弁別され、所
望のエネルギウインド内に入つていると判定され
たときに出力信号を生じる。偏差値計算回路は、
偏差値計算用重み抵抗２２と、加算器２３と、割
算器２４と、乗算器２５と、引算器２６とにより
構成されている。位置信号Ｘは、引算器２６の出
力信号をゲート信号とするゲート２７、及び波高
弁別器２１の出力信号をゲート信号とするゲート
２８を順次経て図示しない表示管またはコンピユ
ータメモリに送られる。
ここで、第ｉ番目のPMT１５と出力をSiとす
ると、エネルギ信号Ｚは Ｚ＝ Σi Si となる。また、第ｉ番目のPMT１５のＸ方向位
置に相当する重み係数kiとすると、この第ｉ番目
のPMT１５に接続された位置計算用重み抵抗１
７の抵抗値RXiは、 RXi∝１／ki となつており、位置信号Ｘは、 Ｘ＝ Σi kiSi／ Σi Si の計算によつて求められることになる。そして偏
差値計算回路によつて求められる偏差値Ａは、 Ａ＝ Σi （ki−Ｘ）2Si／ Σi Si ＝ Σi （ki 2−2kiＸ＋X2）Si／ Σi Si ＝Σki 2Si／ΣSi−２ΣkiXSi／ΣSi＋ΣX2Si／ΣSi ＝Σki 2Si／ΣSi−２ΣkiXSi／ΣSi＋X2ΣSi／ΣSi ＝ΣKi 2Si／ΣSi−X2 （何故ならΣkiSi／ΣSi＝Ｘ・ΣSi／ΣSi＝１だから）
であ る。すなわち、上記位置計算回路１８によつて求
められた位置Ｘと各PMT１５の位置kiとの間の
距離（ki−Ｘ）とその各PMT１５からの電気信
号の大きさSiとの積の総和を全PMT１５からの
電気信号の総和で割ることによつて、上記各
PMT１５からの電気信号が広範囲で生じている
かどうかを表わす偏差値Ａを計算している。上記
式から、第ｉ番目のPMT１５に接続された偏差
値計算用重み抵抗RAiは RAi∝１／ki 2 に定められている。
ると、エネルギ信号Ｚは Ｚ＝ Σi Si となる。また、第ｉ番目のPMT１５のＸ方向位
置に相当する重み係数kiとすると、この第ｉ番目
のPMT１５に接続された位置計算用重み抵抗１
７の抵抗値RXiは、 RXi∝１／ki となつており、位置信号Ｘは、 Ｘ＝ Σi kiSi／ Σi Si の計算によつて求められることになる。そして偏
差値計算回路によつて求められる偏差値Ａは、 Ａ＝ Σi （ki−Ｘ）2Si／ Σi Si ＝ Σi （ki 2−2kiＸ＋X2）Si／ Σi Si ＝Σki 2Si／ΣSi−２ΣkiXSi／ΣSi＋ΣX2Si／ΣSi ＝Σki 2Si／ΣSi−２ΣkiXSi／ΣSi＋X2ΣSi／ΣSi ＝ΣKi 2Si／ΣSi−X2 （何故ならΣkiSi／ΣSi＝Ｘ・ΣSi／ΣSi＝１だから）
であ る。すなわち、上記位置計算回路１８によつて求
められた位置Ｘと各PMT１５の位置kiとの間の
距離（ki−Ｘ）とその各PMT１５からの電気信
号の大きさSiとの積の総和を全PMT１５からの
電気信号の総和で割ることによつて、上記各
PMT１５からの電気信号が広範囲で生じている
かどうかを表わす偏差値Ａを計算している。上記
式から、第ｉ番目のPMT１５に接続された偏差
値計算用重み抵抗RAiは RAi∝１／ki 2 に定められている。
この偏差値Ａはコンプトン散乱が生じたときに
大きな値をとるようにその計算式を適当に定めれ
ばよく、上記の式に限定されない。コンプトン散
乱が生じない場合は、第２図に示すようにシンチ
レータ１３内の１点P1で光電吸収が起り、発光
点はこの点P1のみとなるが、コンプトン散乱が
生じると第３図のように、点P2でコンプトン散
乱が起つて発光し、次の点P3で光電吸収により
発光すというように発光点が２箇所以上となり、
シンチレーシヨン光の広がりが大きくなる。上記
の計算式によれば、偏差値Ａはこのシンチレーシ
ヨン光の広がりが大きい場合に大きな値をとるよ
うになつている。たとえば第４図に示すように、
Ｘ方向の位置０〜４に対応して第１〜５番目の
PMT１５が配列され、それぞれから信号S1〜S5
が生じ、重み係数k1〜k5各々の値が０〜４である
とした場合について述べる。このとき、同じＸ＝
２付近で発光が生じたとしても(イ)発光の広がりが
小さい場合にはS1＝S5＝０，S2＝1.0，S3＝3.0，
S4＝1.0の各信号が得られ、(ロ)発光の広がりが大
きい場合にはS1＝0.5，S2＝1.5，S3＝1.0，S4＝
1.5，S5＝0.5の各信号が得られる。それぞれ上記
各式によりＸ，Ａの各値を計算してみると、 (イ)の場合 Ｘ＝2.0 Ａ＝0.4 (ロ)の場合 Ｘ＝2.0 Ａ＝1.4 となり、光の広がりが大きくなればＡの値も大き
くなる。なお、上記では発光位置が同じものとし
て計算したが、異なる位置の場合でも光の広がり
が同じであればＡの値は同じになり、Ａの値は光
の広がりを表わす指標となることが分る（なお、
マルチワイヤ計算管の場合は、ガス電離箇所の広
がりを表わす指標となる）。
大きな値をとるようにその計算式を適当に定めれ
ばよく、上記の式に限定されない。コンプトン散
乱が生じない場合は、第２図に示すようにシンチ
レータ１３内の１点P1で光電吸収が起り、発光
点はこの点P1のみとなるが、コンプトン散乱が
生じると第３図のように、点P2でコンプトン散
乱が起つて発光し、次の点P3で光電吸収により
発光すというように発光点が２箇所以上となり、
シンチレーシヨン光の広がりが大きくなる。上記
の計算式によれば、偏差値Ａはこのシンチレーシ
ヨン光の広がりが大きい場合に大きな値をとるよ
うになつている。たとえば第４図に示すように、
Ｘ方向の位置０〜４に対応して第１〜５番目の
PMT１５が配列され、それぞれから信号S1〜S5
が生じ、重み係数k1〜k5各々の値が０〜４である
とした場合について述べる。このとき、同じＸ＝
２付近で発光が生じたとしても(イ)発光の広がりが
小さい場合にはS1＝S5＝０，S2＝1.0，S3＝3.0，
S4＝1.0の各信号が得られ、(ロ)発光の広がりが大
きい場合にはS1＝0.5，S2＝1.5，S3＝1.0，S4＝
1.5，S5＝0.5の各信号が得られる。それぞれ上記
各式によりＸ，Ａの各値を計算してみると、 (イ)の場合 Ｘ＝2.0 Ａ＝0.4 (ロ)の場合 Ｘ＝2.0 Ａ＝1.4 となり、光の広がりが大きくなればＡの値も大き
くなる。なお、上記では発光位置が同じものとし
て計算したが、異なる位置の場合でも光の広がり
が同じであればＡの値は同じになり、Ａの値は光
の広がりを表わす指標となることが分る（なお、
マルチワイヤ計算管の場合は、ガス電離箇所の広
がりを表わす指標となる）。
このＡの値が大きいときはＸの誤差が大きいと
考えられるので、実験で適当に定めたある一定値
よりＡが大きくなつたときにゲート２７で位置信
号Ｘの出力を禁止することにより、誤差の少ない
位置信号Ｘのみが出力され、これによつて構成さ
れる画像の空間分解能を高めることができる。
考えられるので、実験で適当に定めたある一定値
よりＡが大きくなつたときにゲート２７で位置信
号Ｘの出力を禁止することにより、誤差の少ない
位置信号Ｘのみが出力され、これによつて構成さ
れる画像の空間分解能を高めることができる。
以上、実施例について説明したように、この発
明によれば、放射線の入射によつて生じる発光や
電離がコンプトン散乱等により広範囲に広がつた
ときに位置信号が出力されるのを禁止しているた
め、誤差の大きな位置信号が出力されるのを阻止
でき、画像の空間分解能を向上させることができ
る。
明によれば、放射線の入射によつて生じる発光や
電離がコンプトン散乱等により広範囲に広がつた
ときに位置信号が出力されるのを禁止しているた
め、誤差の大きな位置信号が出力されるのを阻止
でき、画像の空間分解能を向上させることができ
る。
第１図はこの発明の一実施例のブロツク図、第
２図及び第３図は発光の広がり具合を説明するた
めの模式図、第４図は偏差値Ａを説明するための
模式図である。 １１……被写体、１２……コリメータ、１３…
…シンチレータ、１４……ライトガイド、１５…
…PMT、１６……プリアンプ、１８……位置計
算回路、２０，２３……加算器、２１……波高弁
別器、２４……割算器、２５……乗算器、２６…
…引算器、２７，２８……ゲート。
２図及び第３図は発光の広がり具合を説明するた
めの模式図、第４図は偏差値Ａを説明するための
模式図である。 １１……被写体、１２……コリメータ、１３…
…シンチレータ、１４……ライトガイド、１５…
…PMT、１６……プリアンプ、１８……位置計
算回路、２０，２３……加算器、２１……波高弁
別器、２４……割算器、２５……乗算器、２６…
…引算器、２７，２８……ゲート。
Claims (1)
- １ 放射線の入射によつて起こる現象を電気信号
に変換する多数の変換エレメントが所定の位置ご
とに配置されており、各エレメントからの電気信
号の大きさが放射線入射位置からそれら各エレメ
ントまでの距離に対応するものとなつている放射
線検出器と、前記各エレメントからの電気信号に
より位置計算を行なつて放射線入射位置を表わす
位置信号を得る位置計算回路とを備えてなる放射
線結像装置において、上記位置計算回路によつて
求められた位置と各エレメントの位置との間の距
離とその各エレメントからの電気信号の大きさと
の積の総和を全エレメントからの電気信号の総和
で割ることによつて、上記各エレメントからの電
気信号が広範囲で生じているかどうかを表わす偏
差値を計算する偏差値計算回路と、この偏差値が
所定値以上となつているときに上記位置計算回路
からの位置信号が出力されるのを禁止する回路と
を備えることを特徴とする放射線結像装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP14509582A JPS5934180A (ja) | 1982-08-20 | 1982-08-20 | 放射線結像装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP14509582A JPS5934180A (ja) | 1982-08-20 | 1982-08-20 | 放射線結像装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS5934180A JPS5934180A (ja) | 1984-02-24 |
| JPH0452419B2 true JPH0452419B2 (ja) | 1992-08-21 |
Family
ID=15377252
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP14509582A Granted JPS5934180A (ja) | 1982-08-20 | 1982-08-20 | 放射線結像装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS5934180A (ja) |
Families Citing this family (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2000321357A (ja) * | 1999-03-10 | 2000-11-24 | Toshiba Corp | 核医学診断装置 |
| JP5431866B2 (ja) * | 2009-10-22 | 2014-03-05 | 住友重機械工業株式会社 | 検出結果補正方法、その検出結果補正方法を用いた放射線検出装置、その検出結果補正方法を実行するためのプログラム、及びそのプログラムを記録する記録媒体 |
-
1982
- 1982-08-20 JP JP14509582A patent/JPS5934180A/ja active Granted
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS5934180A (ja) | 1984-02-24 |
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