JPH07146371A - 信号処理方法とシンチレーション・カメラ - Google Patents
信号処理方法とシンチレーション・カメラInfo
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- JPH07146371A JPH07146371A JP6159056A JP15905694A JPH07146371A JP H07146371 A JPH07146371 A JP H07146371A JP 6159056 A JP6159056 A JP 6159056A JP 15905694 A JP15905694 A JP 15905694A JP H07146371 A JPH07146371 A JP H07146371A
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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
- G01T1/161—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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- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
- A61B6/42—Arrangements for detecting radiation specially adapted for radiation diagnosis
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Abstract
(57)【要約】
【目的】 シンチレーション・カメラで雑音の影響を軽
減する信号処理方式を提供する。 【構成】 光検出器１６、５０の配列に光学的に結合さ
れたシンチレーション・ブロック１２に隣接するコリメ
ータ１０を有し、前記配列が相異なる２つの軸線に対し
て分布していて、該２つの軸線に対して行及び列を形成
する様なシンチレーション・カメラの信号処理に於い
て、各々の行及び各々の列に対し、夫々の行又は列の光
検出器の出力信号を手段５８又は６０により加算又はそ
の他の形で組合せる。加算された行又は列の信号に手段
６２Ｒ又は６２Ｃにより重みを加える。
減する信号処理方式を提供する。 【構成】 光検出器１６、５０の配列に光学的に結合さ
れたシンチレーション・ブロック１２に隣接するコリメ
ータ１０を有し、前記配列が相異なる２つの軸線に対し
て分布していて、該２つの軸線に対して行及び列を形成
する様なシンチレーション・カメラの信号処理に於い
て、各々の行及び各々の列に対し、夫々の行又は列の光
検出器の出力信号を手段５８又は６０により加算又はそ
の他の形で組合せる。加算された行又は列の信号に手段
６２Ｒ又は６２Ｃにより重みを加える。
Description
【０００１】
【発明の分野】この発明は核医学に用いられるシンチレ
ーション・カメラの信号処理の方法と装置に関する。こ
う云うシンチレーション・カメラはガンマ線カメラ又は
アンガー・カメラとして知られており、更に一般的には
位置及びエネルギ感知形放射線検出器と呼ばれる。
ーション・カメラの信号処理の方法と装置に関する。こ
う云うシンチレーション・カメラはガンマ線カメラ又は
アンガー・カメラとして知られており、更に一般的には
位置及びエネルギ感知形放射線検出器と呼ばれる。
【０００２】
【背景の技術】普通の形式のカメラが図１に示されてい
る。放射性医薬をのんだ患者の身体４の区域２が、６に
示す様にガンマ線を放出する。カメラ８は開口つき鉛板
１０を有するコリメータを含み、患者から予定の狭い角
度の範囲内のガンマ線だけがコリメータを通過してＮａ
Ｉ（Ｔｌ）のシンチレーション・ブロック１２に達する
ことが出来る様になっている。ブロック１２に入った単
独のガンマ線が多数の２次光子を生じ、それらが硝子の
光ガイド及び支持ブロック１４を介して外向きに放射さ
れて、光電子増倍管の配列１６に達する。光電子増倍管
１６は普通は矩形又は六角形の格子に配置されている。
各々の光電子増倍管が、個別の光子又は光子群を検出し
て、信号処理装置１８に通される有意の電気信号を発生
する様に配置されている。装置１８は、個別の光電子増
倍管から受取った全ての信号を評価し、シンチレーショ
ン・ブロック１２の大体どこに各々のガンマ線が入射し
たかを判定する為に、相次ぐ時点に受取った信号の解析
を実行する。
る。放射性医薬をのんだ患者の身体４の区域２が、６に
示す様にガンマ線を放出する。カメラ８は開口つき鉛板
１０を有するコリメータを含み、患者から予定の狭い角
度の範囲内のガンマ線だけがコリメータを通過してＮａ
Ｉ（Ｔｌ）のシンチレーション・ブロック１２に達する
ことが出来る様になっている。ブロック１２に入った単
独のガンマ線が多数の２次光子を生じ、それらが硝子の
光ガイド及び支持ブロック１４を介して外向きに放射さ
れて、光電子増倍管の配列１６に達する。光電子増倍管
１６は普通は矩形又は六角形の格子に配置されている。
各々の光電子増倍管が、個別の光子又は光子群を検出し
て、信号処理装置１８に通される有意の電気信号を発生
する様に配置されている。装置１８は、個別の光電子増
倍管から受取った全ての信号を評価し、シンチレーショ
ン・ブロック１２の大体どこに各々のガンマ線が入射し
たかを判定する為に、相次ぐ時点に受取った信号の解析
を実行する。
【０００３】ガンマ線カメラにおける位置の再構成は、
光電子増倍管の配列の信号の線形加重平均を求めること
によって行なうのが普通である。例えば、米国特許第
４，２２８，３１５号を参照されたい。ガンマ線事象か
ら離れた所にある光電子増倍管からの信号では、極く少
数の光子しか検出されない場合、問題が起こる。統計的
な雑音の変動が、検出される光子の数の平方根に比例す
るから、小信号中の変動は信号自体に比肩し得る。この
様に統計的な雑音の変動が比較的大きくなるので、一層
よい空間的な分解能を達成する為には、雑音を排除する
ように一番小さい信号に対して何等かの制限作用を加え
なければならない。これは、一定の閾値レベルを設け、
従って、光電子増倍管からの信号の内、そのダイオード
の接合電圧より大きい電圧レベルを持つ信号だけを通過
させる様な、例えばダイオードの様な閾値装置を用いて
行なうことが出来る。これは、多量の雑音が関連してい
る小さい信号を排除する簡単な方法になるが、役に立つ
ある情報も捨てられる。この時入射する各々のガンマ線
は、検出される光子の明確なエネルギ依存性を持つ分布
曲線を生ずる。従って、各々の光電子増倍管の信号から
一定の閾値レベルを差引くと、測定の際、この結果得ら
れる分布曲線が実効的に歪み、位置の再構成が不正確に
なる。
光電子増倍管の配列の信号の線形加重平均を求めること
によって行なうのが普通である。例えば、米国特許第
４，２２８，３１５号を参照されたい。ガンマ線事象か
ら離れた所にある光電子増倍管からの信号では、極く少
数の光子しか検出されない場合、問題が起こる。統計的
な雑音の変動が、検出される光子の数の平方根に比例す
るから、小信号中の変動は信号自体に比肩し得る。この
様に統計的な雑音の変動が比較的大きくなるので、一層
よい空間的な分解能を達成する為には、雑音を排除する
ように一番小さい信号に対して何等かの制限作用を加え
なければならない。これは、一定の閾値レベルを設け、
従って、光電子増倍管からの信号の内、そのダイオード
の接合電圧より大きい電圧レベルを持つ信号だけを通過
させる様な、例えばダイオードの様な閾値装置を用いて
行なうことが出来る。これは、多量の雑音が関連してい
る小さい信号を排除する簡単な方法になるが、役に立つ
ある情報も捨てられる。この時入射する各々のガンマ線
は、検出される光子の明確なエネルギ依存性を持つ分布
曲線を生ずる。従って、各々の光電子増倍管の信号から
一定の閾値レベルを差引くと、測定の際、この結果得ら
れる分布曲線が実効的に歪み、位置の再構成が不正確に
なる。
【０００４】図３について説明すると、この図は密な詰
合せの光電子増倍管の六角形の配列を示している。各々
の管とそのすぐ隣りの管が、図３に示す様に、管の中心
間において同じ距離Ｒだけ隔たっている為、これは信号
処理の観点からは好ましい形式である。これによって、
信号のアナログ処理が簡単になる。然し、六角形の配列
の場合、配列の縁に、図３の領域３０に示す様なすき間
があって、それが破線３２で示す様に視野を減少させる
と云う問題が起こる。これは図４に示す様な配置で特に
問題になる。この場合、２つのカメラ４０が、患者の胴
体４４の側部４２、例えば心臓の改善されたビュー(vie
w)を得る為に、直角に配置されて、その縁で互いに接触
している。隅の区域で視野が減少した結果として、検出
の不感領域４６が生じ、その結果、２つのカメラを患者
から比較的離して配置しなければならないことになり、
分解能が低下する。
合せの光電子増倍管の六角形の配列を示している。各々
の管とそのすぐ隣りの管が、図３に示す様に、管の中心
間において同じ距離Ｒだけ隔たっている為、これは信号
処理の観点からは好ましい形式である。これによって、
信号のアナログ処理が簡単になる。然し、六角形の配列
の場合、配列の縁に、図３の領域３０に示す様なすき間
があって、それが破線３２で示す様に視野を減少させる
と云う問題が起こる。これは図４に示す様な配置で特に
問題になる。この場合、２つのカメラ４０が、患者の胴
体４４の側部４２、例えば心臓の改善されたビュー(vie
w)を得る為に、直角に配置されて、その縁で互いに接触
している。隅の区域で視野が減少した結果として、検出
の不感領域４６が生じ、その結果、２つのカメラを患者
から比較的離して配置しなければならないことになり、
分解能が低下する。
【０００５】視野が減少することを避ける好ましい形式
は、図２に示す様に、矩形の格子として配置された四角
の光電子増倍管２０を用いることである。この配置で
は、配列はぴったりカメラの縁まで伸びている。然し、
欠点は、図２の寸法Ｒ１及びＲ２で示す様に、各々の管
とそのすぐ隣りの管が管の中心間の距離がいろいろ異な
ることである。この為、入射したガンマ線の空間的な場
所を突止める為に必要なアナログ信号処理に対する要求
が高くなる。従って、矩形の配列では、雑音効果及び閾
値効果が一層著しくなりがちである。コストを安くする
為に、開口の大きい光電子増倍管を用いる時、こう云う
効果は更に著しくなる。勿論、光電子増倍管を一層小さ
くすれば、配列の全体的な分解能は高くなるが、費用の
観点から、一層大きな管の方が好ましい。
は、図２に示す様に、矩形の格子として配置された四角
の光電子増倍管２０を用いることである。この配置で
は、配列はぴったりカメラの縁まで伸びている。然し、
欠点は、図２の寸法Ｒ１及びＲ２で示す様に、各々の管
とそのすぐ隣りの管が管の中心間の距離がいろいろ異な
ることである。この為、入射したガンマ線の空間的な場
所を突止める為に必要なアナログ信号処理に対する要求
が高くなる。従って、矩形の配列では、雑音効果及び閾
値効果が一層著しくなりがちである。コストを安くする
為に、開口の大きい光電子増倍管を用いる時、こう云う
効果は更に著しくなる。勿論、光電子増倍管を一層小さ
くすれば、配列の全体的な分解能は高くなるが、費用の
観点から、一層大きな管の方が好ましい。
【０００６】
【発明の要約】この発明の目的は、上に述べた雑音の問
題を軽減することである。この発明は、シンチレーショ
ン・カメラでは異なる２種類の雑音に出会うこと、並び
に両者を区別することが可能であると云う知見に基づい
ている。第１の種類の雑音は、光電子増倍管の暗流によ
って発生されるランダム・ノイズ、増幅器の雑音、シン
チレータの残光等である。これは熱雑音と呼ばれる場合
が多く、役に立つ情報を全く含んでいない。２番目の種
類の雑音は、源から離れた所で少数の光子を検出するこ
とに伴う小信号雑音である。シンチレーションは統計的
なものであるから、こう云う小信号の大きさは、この信
号の大きさに比肩し得る大きさだけ変化し、見かけの雑
音を生ずる。然し、こう云う信号は役に立つ情報内容を
実際に持っている。
題を軽減することである。この発明は、シンチレーショ
ン・カメラでは異なる２種類の雑音に出会うこと、並び
に両者を区別することが可能であると云う知見に基づい
ている。第１の種類の雑音は、光電子増倍管の暗流によ
って発生されるランダム・ノイズ、増幅器の雑音、シン
チレータの残光等である。これは熱雑音と呼ばれる場合
が多く、役に立つ情報を全く含んでいない。２番目の種
類の雑音は、源から離れた所で少数の光子を検出するこ
とに伴う小信号雑音である。シンチレーションは統計的
なものであるから、こう云う小信号の大きさは、この信
号の大きさに比肩し得る大きさだけ変化し、見かけの雑
音を生ずる。然し、こう云う信号は役に立つ情報内容を
実際に持っている。
【０００７】この発明では、シンチレーション・カメラ
の光検出器配列、例えば光電子増倍管配列の行又は列か
らの信号が、閾値作用にかける前に、加算され又は何等
かの形で組合される。後で示す様に、これが熱雑音又は
ランダム・ノイズを平均して除くが、時間的に一致して
発生する値の小さい光子信号を増幅し、従ってこう云う
信号を算術的に加算して、その統計的な変動を減少する
ことが出来る。
の光検出器配列、例えば光電子増倍管配列の行又は列か
らの信号が、閾値作用にかける前に、加算され又は何等
かの形で組合される。後で示す様に、これが熱雑音又は
ランダム・ノイズを平均して除くが、時間的に一致して
発生する値の小さい光子信号を増幅し、従ってこう云う
信号を算術的に加算して、その統計的な変動を減少する
ことが出来る。
【０００８】この為、この発明は、光検出器配列に光学
的に結合されたシンチレーション・ブロックに隣接する
コリメータを有し、この配列が相異なる２つの軸線に対
して分布していて、この２つの軸線に対して行及び列を
形成している様なシンチレーション・カメラの信号処理
方法として、各々の行及び各々の列に対し、信号処理の
１番目の段階として、夫々の行又は列の光検出器の出力
信号を加算し又はその他の形で組合せる段階を含む。
的に結合されたシンチレーション・ブロックに隣接する
コリメータを有し、この配列が相異なる２つの軸線に対
して分布していて、この２つの軸線に対して行及び列を
形成している様なシンチレーション・カメラの信号処理
方法として、各々の行及び各々の列に対し、信号処理の
１番目の段階として、夫々の行又は列の光検出器の出力
信号を加算し又はその他の形で組合せる段階を含む。
【０００９】この発明の別の一面では、光検出器配列に
光学的に結合されたシンチレーション・ブロックに隣接
するコリメータを持っていて、この配列が相異なる２つ
の軸線に対して分布していて、この２つの軸線に対して
行及び列を形成し、各々の光検出器が出力信号を発生す
る出力ポート手段を持ち、夫々の行又は列の出力信号が
出力信号を加算し又はその他の形で組合せる夫々の手段
に接続されることによって、信号処理の１番目の段階と
して、各々の行及び列からの出力信号が組合される様に
したシンチレーション・カメラを提供する。
光学的に結合されたシンチレーション・ブロックに隣接
するコリメータを持っていて、この配列が相異なる２つ
の軸線に対して分布していて、この２つの軸線に対して
行及び列を形成し、各々の光検出器が出力信号を発生す
る出力ポート手段を持ち、夫々の行又は列の出力信号が
出力信号を加算し又はその他の形で組合せる夫々の手段
に接続されることによって、信号処理の１番目の段階と
して、各々の行及び列からの出力信号が組合される様に
したシンチレーション・カメラを提供する。
【００１０】光検出器は任意の周知の形式であってよ
い。例えば、光電子増倍管又はなだれダイオード或いは
シリコン・ダイオードの様な固体検出器であってよい。
検出器を使って、ポジトロン放出形断層写真（ＰＥＴ）
法の場合の様に、単独のガンマ線事象又は２つ以上の同
時の事象を検出することが出来る。検出器は、２つの軸
線に対して定められた任意の便利な配列として配置する
ことが出来る。六角形及び矩形の配列を前に述べたが、
この他の配列も考えられる。例えば、１行の検出器が隣
接する行の検出器に対してずれている様な矩形配列も考
えられる。
い。例えば、光電子増倍管又はなだれダイオード或いは
シリコン・ダイオードの様な固体検出器であってよい。
検出器を使って、ポジトロン放出形断層写真（ＰＥＴ）
法の場合の様に、単独のガンマ線事象又は２つ以上の同
時の事象を検出することが出来る。検出器は、２つの軸
線に対して定められた任意の便利な配列として配置する
ことが出来る。六角形及び矩形の配列を前に述べたが、
この他の配列も考えられる。例えば、１行の検出器が隣
接する行の検出器に対してずれている様な矩形配列も考
えられる。
【００１１】この発明のカメラでは、シンチレーション
・ブロックは普通の様に光ガイド、例えば硝子のブロッ
クにより、光検出器の配列に光学的に結合される。然
し、例えばポジトロン放出形断層写真法の場合、光ガイ
ドを省略してもよい。普通、光検出器の中には何等の信
号処理素子が含まれておらず、出力信号は未処理状態で
出力ポートに送出される。然し、各々の検出素子は何等
かの線形処理、例えば予備増幅、積分又はパルス整形の
手段を持っていてよい。何れにせよ、出力信号の加算
は、この発明では、光検出器の外部の１番目の信号処理
段階になる。 各々の光検出器は２つ以上の出力ポート
を持っていてよい。即ち、２次元の位置情報を必要とす
る場合、第２の出力ポートを設け、第２の出力信号を発
生する。更に、信号処理で普通要求されている様に、全
ての検出器からの合計エネルギ信号を取出す為、各々の
検出器は第３の出力ポートに第３の出力信号を発生する
ことが出来る。各々の出力ポートは別個の信号エネルギ
源であり、共通の節で多数のこの様な信号を加算すると
云う所望の目的にとって十分な量のエネルギを発生する
様になっている。例えば、光増倍管の場合、管が出力電
圧信号を発生する予備増幅器を含む。複数個の抵抗が出
力電圧を受取る様に結合され、各々が夫々の出力ポート
に対して所望の出力電流を発生する。
・ブロックは普通の様に光ガイド、例えば硝子のブロッ
クにより、光検出器の配列に光学的に結合される。然
し、例えばポジトロン放出形断層写真法の場合、光ガイ
ドを省略してもよい。普通、光検出器の中には何等の信
号処理素子が含まれておらず、出力信号は未処理状態で
出力ポートに送出される。然し、各々の検出素子は何等
かの線形処理、例えば予備増幅、積分又はパルス整形の
手段を持っていてよい。何れにせよ、出力信号の加算
は、この発明では、光検出器の外部の１番目の信号処理
段階になる。 各々の光検出器は２つ以上の出力ポート
を持っていてよい。即ち、２次元の位置情報を必要とす
る場合、第２の出力ポートを設け、第２の出力信号を発
生する。更に、信号処理で普通要求されている様に、全
ての検出器からの合計エネルギ信号を取出す為、各々の
検出器は第３の出力ポートに第３の出力信号を発生する
ことが出来る。各々の出力ポートは別個の信号エネルギ
源であり、共通の節で多数のこの様な信号を加算すると
云う所望の目的にとって十分な量のエネルギを発生する
様になっている。例えば、光増倍管の場合、管が出力電
圧信号を発生する予備増幅器を含む。複数個の抵抗が出
力電圧を受取る様に結合され、各々が夫々の出力ポート
に対して所望の出力電流を発生する。
【００１２】加算に続く出力信号処理の２番目の段階
は、普通は何等かの形式の閾値作用又は加重作用(weigh
ting) である。この発明では、加算された出力信号を、
光子エネルギ分布曲線を直線にする様な予定の伝達関数
にかけることが好ましい。これは後で更に詳しく説明す
る。１つの構成では、伝達関数は、全ての管からの信号
の合計エネルギ及び個別信号に直接的に関係する減衰値
で構成することが出来る。即ち、伝達関数が、入力信号
に抱く信頼度に従って、入力信号に重みを加える。ディ
ジタル形の構成を含めて、予定の伝達関数で加算される
入力信号に加重する為に、この他の種々の構成を用いる
ことが出来る。
は、普通は何等かの形式の閾値作用又は加重作用(weigh
ting) である。この発明では、加算された出力信号を、
光子エネルギ分布曲線を直線にする様な予定の伝達関数
にかけることが好ましい。これは後で更に詳しく説明す
る。１つの構成では、伝達関数は、全ての管からの信号
の合計エネルギ及び個別信号に直接的に関係する減衰値
で構成することが出来る。即ち、伝達関数が、入力信号
に抱く信頼度に従って、入力信号に重みを加える。ディ
ジタル形の構成を含めて、予定の伝達関数で加算される
入力信号に加重する為に、この他の種々の構成を用いる
ことが出来る。
【００１３】この発明はディジタル電子回路を用いるの
に適している。従来の装置でディジタル電子回路が用い
られているが、従来は、各々の光検出器に別々のアナロ
グ・ディジタル変換器を設けることが必要であった。然
し、この発明では、ディジタル形に構成する場合、夫々
の行又は列の加算される出力信号毎に１つのＡＤＣを設
けるだけでよいから、ＡＤＣの数を大幅に減少すること
が出来る。即ち、例えば、光検出器の６×８配列では１
４個のＡＤＣを設けるだけでよいが、これと対照的に従
来の構成では４８個のＡＤＣが必要であった。更に、非
常に高速のＡＤＣを用いる場合、１個の多重化ＡＤＣを
用いて、２つ又は更に多くの行又は列の出力を標本化す
ることが可能である。
に適している。従来の装置でディジタル電子回路が用い
られているが、従来は、各々の光検出器に別々のアナロ
グ・ディジタル変換器を設けることが必要であった。然
し、この発明では、ディジタル形に構成する場合、夫々
の行又は列の加算される出力信号毎に１つのＡＤＣを設
けるだけでよいから、ＡＤＣの数を大幅に減少すること
が出来る。即ち、例えば、光検出器の６×８配列では１
４個のＡＤＣを設けるだけでよいが、これと対照的に従
来の構成では４８個のＡＤＣが必要であった。更に、非
常に高速のＡＤＣを用いる場合、１個の多重化ＡＤＣを
用いて、２つ又は更に多くの行又は列の出力を標本化す
ることが可能である。
【００１４】ＡＤＣを用いる場合、その変換は、出力信
号を加算した後、そしてこの出力信号の閾値又は加重作
用の前に行なわれる。ディジタル形加重伝達関数は、単
純にルックアップ・テーブルを用いて、又は算術的な表
記によって構成することが出来る。出力信号の加重の
後、事象の位置を確認する為に、出力信号を処理するこ
とが必要になる。これは、予定の形で行信号に線形加重
を加え、加重された信号を加算し、これから説明する様
に演算を行なうことによって行なうのが好ましい。列信
号に対しても同様な手順を実行する。
号を加算した後、そしてこの出力信号の閾値又は加重作
用の前に行なわれる。ディジタル形加重伝達関数は、単
純にルックアップ・テーブルを用いて、又は算術的な表
記によって構成することが出来る。出力信号の加重の
後、事象の位置を確認する為に、出力信号を処理するこ
とが必要になる。これは、予定の形で行信号に線形加重
を加え、加重された信号を加算し、これから説明する様
に演算を行なうことによって行なうのが好ましい。列信
号に対しても同様な手順を実行する。
【００１５】次にこの発明の好ましい実施例を図面につ
いて説明する。
いて説明する。
【００１６】
【好ましい実施例の説明】図５には、雑音の問題を軽減
する為にこの発明に用いられる前に述べた考えが例示さ
れている。閾値作用を加えようとする雑音には、異なる
２種類を区別することが重要である。種類１の雑音は、
光電子増倍管の暗流によって発生されるランダム・ノイ
ズ、増幅器雑音及びシンチレータの残光である。これは
役に立つ情報を全く含んでいないので、常に捨てるべき
ものである。種類２の雑音は、源から離れたところで少
数の光子を検出することに伴う小信号雑音である。シン
チレーションの統計的な性質の為、こう云う小信号の大
きさはかなり変化し、見かけの「雑音」を生ずる。然
し、こう云う信号は実際に役に立つ情報内容を持ってい
る。
する為にこの発明に用いられる前に述べた考えが例示さ
れている。閾値作用を加えようとする雑音には、異なる
２種類を区別することが重要である。種類１の雑音は、
光電子増倍管の暗流によって発生されるランダム・ノイ
ズ、増幅器雑音及びシンチレータの残光である。これは
役に立つ情報を全く含んでいないので、常に捨てるべき
ものである。種類２の雑音は、源から離れたところで少
数の光子を検出することに伴う小信号雑音である。シン
チレーションの統計的な性質の為、こう云う小信号の大
きさはかなり変化し、見かけの「雑音」を生ずる。然
し、こう云う信号は実際に役に立つ情報内容を持ってい
る。
【００１７】従来は、個別の小信号が閾値を越えるのに
不足するので、種類１の雑音を閾値作用によって除く条
件の為、個別の小信号が位置信号に何等かの寄与を持つ
ことが出来なかった。然し、この発明では、閾値作用の
前に、こう云う多数の信号を同じ情報内容を持つ方向に
沿って（行又は列に沿って）組合せることにより、独特
の利点が得られる。信号が位置情報を持っている場合、
これが相関性の強い「雑音」（種類２）であって、大体
時間的に一致することは、相関性のない信号（種類１）
ではそう云うことが出来なくても、組合された信号は閾
値を越えることが出来ることを意味する。この為、全て
の小信号はゼロに等しい（これが閾値作用によってそれ
らを完全に除くことの意味することである）と云う仮定
に伴う丸め誤差がなくなる（図１及び２参照）。
不足するので、種類１の雑音を閾値作用によって除く条
件の為、個別の小信号が位置信号に何等かの寄与を持つ
ことが出来なかった。然し、この発明では、閾値作用の
前に、こう云う多数の信号を同じ情報内容を持つ方向に
沿って（行又は列に沿って）組合せることにより、独特
の利点が得られる。信号が位置情報を持っている場合、
これが相関性の強い「雑音」（種類２）であって、大体
時間的に一致することは、相関性のない信号（種類１）
ではそう云うことが出来なくても、組合された信号は閾
値を越えることが出来ることを意味する。この為、全て
の小信号はゼロに等しい（これが閾値作用によってそれ
らを完全に除くことの意味することである）と云う仮定
に伴う丸め誤差がなくなる（図１及び２参照）。
【００１８】図６には、１個の光電子増倍管（菱形を付
した線）又は１列の光電子増倍管（四角を付した線）で
検出された単独のガンマ線事象に対する光子エネルギ分
布曲線をある目盛で示している。この図で、縦軸は、光
電子増倍管／列の中心に対する放射源のカメラの幅方向
の横方向変位を表わしている。源の変位が７６ mm（光
増倍管の縁）にある時、光電子増倍管の列で検出される
合計の、閾値作用にかける前の信号は、個別の管の信号
の約１．８倍大きいことが判る。
した線）又は１列の光電子増倍管（四角を付した線）で
検出された単独のガンマ線事象に対する光子エネルギ分
布曲線をある目盛で示している。この図で、縦軸は、光
電子増倍管／列の中心に対する放射源のカメラの幅方向
の横方向変位を表わしている。源の変位が７６ mm（光
増倍管の縁）にある時、光電子増倍管の列で検出される
合計の、閾値作用にかける前の信号は、個別の管の信号
の約１．８倍大きいことが判る。
【００１９】図７には、光電子増倍管５０の矩形配列が
示されており、各々の光電子増倍管は矩形断面である。
図示の配列は４×４配列であるが、実際のカメラでは、
配列はずっと大きく、例えば６×８である。各々の光電
子増倍管が第１、第２及び第３の出力ポート５２、５
４、５６を有する。光電子増倍管の各々の行（Ｒ１、Ｒ
２、Ｒ３……等）の第１の出力ポート５２が共通に加算
増幅器５８に接続される。光電子増倍管の各列（Ｃ１、
Ｃ２、Ｃ３……等）の第２の出力ポート５４が共通に加
算増幅器６０に接続される。各々の加算増幅器５８から
の出力が加重伝達関数装置６２Ｒに印加され、加算増幅
器６０からの出力が加重伝達関数装置６２Ｃに印加され
る。装置６２Ｒ、Ｃからの出力信号が夫々線形加重回路
６４Ｒ、６４Ｃに印加され、そこで信号が予定の形で組
合され、その後正規化装置６６Ｒ、６６Ｃで処理され
る。
示されており、各々の光電子増倍管は矩形断面である。
図示の配列は４×４配列であるが、実際のカメラでは、
配列はずっと大きく、例えば６×８である。各々の光電
子増倍管が第１、第２及び第３の出力ポート５２、５
４、５６を有する。光電子増倍管の各々の行（Ｒ１、Ｒ
２、Ｒ３……等）の第１の出力ポート５２が共通に加算
増幅器５８に接続される。光電子増倍管の各列（Ｃ１、
Ｃ２、Ｃ３……等）の第２の出力ポート５４が共通に加
算増幅器６０に接続される。各々の加算増幅器５８から
の出力が加重伝達関数装置６２Ｒに印加され、加算増幅
器６０からの出力が加重伝達関数装置６２Ｃに印加され
る。装置６２Ｒ、Ｃからの出力信号が夫々線形加重回路
６４Ｒ、６４Ｃに印加され、そこで信号が予定の形で組
合され、その後正規化装置６６Ｒ、６６Ｃで処理され
る。
【００２０】各々の光電子増倍管の第３の出力ポート５
６が加算増幅器６８で加算され、増倍管で検出されたガ
ンマ線事象に対する合計エネルギ信号Ｅを発生する。出
力に検出されたエネルギ信号が正規化装置６６Ｒ、６６
Ｃに印加される。図８について説明すると、加重伝達関
数装置が更に詳しく示されている。これは、可変利得増
幅器８０を持ち、その利得が、緩衝増幅器８２及び変換
装置８４を介して増幅器８０の可変利得入力に印加され
た合計エネルギ信号Ｅによって決定される。更に、増幅
器８０の出力信号通路に非線形素子８６が設けられ、そ
のインピーダンスが合計エネルギ信号によって決定され
る。非線形素子８６は、例えばトランジスタで構成する
ことが出来る。
６が加算増幅器６８で加算され、増倍管で検出されたガ
ンマ線事象に対する合計エネルギ信号Ｅを発生する。出
力に検出されたエネルギ信号が正規化装置６６Ｒ、６６
Ｃに印加される。図８について説明すると、加重伝達関
数装置が更に詳しく示されている。これは、可変利得増
幅器８０を持ち、その利得が、緩衝増幅器８２及び変換
装置８４を介して増幅器８０の可変利得入力に印加され
た合計エネルギ信号Ｅによって決定される。更に、増幅
器８０の出力信号通路に非線形素子８６が設けられ、そ
のインピーダンスが合計エネルギ信号によって決定され
る。非線形素子８６は、例えばトランジスタで構成する
ことが出来る。
【００２１】図９に示す様に、増幅器８０及び非線形素
子８６の特性は、図示の伝達関数を生ずる様に決定され
ている。この伝達関数は実線であって、可変閾値レベル
を表わす初期状態を持つと共に、その後直線の曲線が続
き、その曲線の勾配が合計エネルギに関係し、その後に
続いて値の大きい入力信号に対する勾配が一層小さい直
線がある。２つの直線の勾配が装置８４によって定めら
れる。この伝達関数は、破線で示した理想的なエネルギ
分布曲線の近似であり、従って、信号における統計的な
雑音の値を適当に考慮に入れた出力信号の加重作用を行
なうものであることが理解されよう。
子８６の特性は、図示の伝達関数を生ずる様に決定され
ている。この伝達関数は実線であって、可変閾値レベル
を表わす初期状態を持つと共に、その後直線の曲線が続
き、その曲線の勾配が合計エネルギに関係し、その後に
続いて値の大きい入力信号に対する勾配が一層小さい直
線がある。２つの直線の勾配が装置８４によって定めら
れる。この伝達関数は、破線で示した理想的なエネルギ
分布曲線の近似であり、従って、信号における統計的な
雑音の値を適当に考慮に入れた出力信号の加重作用を行
なうものであることが理解されよう。
【００２２】閾値装置６２Ｒからの出力信号が抵抗回路
６４Ｒに印加され、そこで、インピーダンス７２によっ
て示す比に線形の加重が信号に対してなされ、その後信
号が２つの組Ｒ+ 及びＲ- に分けて加算される。出力列
信号に対しても同様な回路が設けられており、信号が加
重され、２つの組Ｃ+ 、Ｃ- に分けて加算される。２つ
の組にあるインピーダンス７２のコンダクタンスの値
が、直線的に変化すると共に、増倍管の配列の片側から
反対側へ階段形に変化することが認められよう。これ
が、位置依存性の加重作用を表わしており、これによっ
て行又は列内のガンマ線事象の位置を、下記の式に従っ
て正規化装置６６Ｒ、Ｃで計算することが出来る。
６４Ｒに印加され、そこで、インピーダンス７２によっ
て示す比に線形の加重が信号に対してなされ、その後信
号が２つの組Ｒ+ 及びＲ- に分けて加算される。出力列
信号に対しても同様な回路が設けられており、信号が加
重され、２つの組Ｃ+ 、Ｃ- に分けて加算される。２つ
の組にあるインピーダンス７２のコンダクタンスの値
が、直線的に変化すると共に、増倍管の配列の片側から
反対側へ階段形に変化することが認められよう。これ
が、位置依存性の加重作用を表わしており、これによっ
て行又は列内のガンマ線事象の位置を、下記の式に従っ
て正規化装置６６Ｒ、Ｃで計算することが出来る。
【００２３】ΣＳｉＸｉ／ΣＳｉ こゝでＳｉはある行又は列に対する装置６２Ｒ、Ｃから
の出力信号の合計エネルギを表わし、Ｘｉはその行又は
列内での管の位置を表わす。従って、この点で、カメラ
によって検出されたガンマ線事象の位置がその位置及び
合計エネルギによって判る。これは、ディジタル信号処
理装置７０で更に処理する為に信号を略十分に特徴づけ
るものである。
の出力信号の合計エネルギを表わし、Ｘｉはその行又は
列内での管の位置を表わす。従って、この点で、カメラ
によって検出されたガンマ線事象の位置がその位置及び
合計エネルギによって判る。これは、ディジタル信号処
理装置７０で更に処理する為に信号を略十分に特徴づけ
るものである。
【００２４】図１０にはこの発明の第２の実施例が示さ
れており、図７と同じ素子には同じ参照数字を用いてい
る。主な違いは、行及び列信号の加算の後、信号がＡＤ
Ｃ装置９０でディジタル化され、その後ディジタル形の
加重伝達関数装置９２に印加されることである。加重の
後、上に述べた正規化方程式となる様にする為、信号が
マイクロプロセッサ装置９４によって正規化される。
れており、図７と同じ素子には同じ参照数字を用いてい
る。主な違いは、行及び列信号の加算の後、信号がＡＤ
Ｃ装置９０でディジタル化され、その後ディジタル形の
加重伝達関数装置９２に印加されることである。加重の
後、上に述べた正規化方程式となる様にする為、信号が
マイクロプロセッサ装置９４によって正規化される。
【図１】公知のシンチレーション・カメラの略図。
【図２】光電子増倍管の矩形配列の簡略平面図。
【図３】光電子増倍管の六角形配列の平面図。
【図４】何れも図１に示した形式の２つのカメラを直角
に配置して、胴体の側部にある領域、例えば心臓を観察
する場合の略図。
に配置して、胴体の側部にある領域、例えば心臓を観察
する場合の略図。
【図５】雑音の問題を軽減する為にこの発明で用いる考
えを示す波形図。
えを示す波形図。
【図６】カメラを横切る方向に測定した入射ガンマ線か
ら検出された光子に対する強度分布曲線のグラフ。
ら検出された光子に対する強度分布曲線のグラフ。
【図７】この発明の第１の実施例によるシンチレーショ
ン・カメラの光電子増倍管の配列の回路図であり、アナ
ログ信号処理回路も含まれている。
ン・カメラの光電子増倍管の配列の回路図であり、アナ
ログ信号処理回路も含まれている。
【図８】和出力信号に加えられる予定の加重伝達関数を
発生する回路の回路図。
発生する回路の回路図。
【図９】発生された伝達関数を示すグラフ。
【図１０】この発明の第２の実施例によるシンチレーシ
ョン・カメラの回路図であり、ディジタル処理回路も含
まれている。
ョン・カメラの回路図であり、ディジタル処理回路も含
まれている。
１０ コリメータ １２ シンチレーション・ブロック １６，５０ 光電子増倍管 ５８，６０ 加算増幅器
Claims (15)
- 【請求項１】 光検出器の配列に光学的に結合されたシ
ンチレーション・ブロックに隣接するコリメータを有
し、前記配列が相異なる２つの軸線に対して分布してい
て、該２つの軸線に対して行及び列を形成する様なシン
チレーション・カメラの信号処理方法に於て、各々の行
及び各々の列に対し、夫々の行又は列の光検出器の出力
信号を加算又はその他の形で組合せる第１の段階を含む
方法。 - 【請求項２】 各々の検出器が行の加算では第１の出力
を発生し、そして列の加算では第２の出力を発生する請
求項１記載の信号処理方法。 - 【請求項３】 第２の段階として、前記の加算された信
号に、それらの相対的な振幅に従って重みを加える請求
項１又は２記載の信号処理方法。 - 【請求項４】 前記の加算された信号が、合計エネルギ
信号に対するその振幅に従って重みが加えられる請求項
３記載の信号処理方法。 - 【請求項５】 前記の加算された信号が、予定の分布曲
線又はその近似に従った量の重みが加えられる請求項４
記載の信号処理方法。 - 【請求項６】 ガンマ線事象の位置を決定する為に、全
ての加算された行信号及び全ての加算された列信号は夫
々線形加重及び加算手順にかけられる請求項１乃至５記
載の信号処理方法。 - 【請求項７】 光検出器の配列に光学的に結合されたシ
ンチレーション・ブロックに隣接するコリメータを有
し、前記配列は相異なる２つの軸線に対して分布してい
て該２つの軸線に対して行及び列を形成し、各々の光検
出器は出力信号を発生する出力ポート手段を持ち、各々
の行又は列の出力信号が、出力信号を加算又はその他の
形で組合せる夫々の手段に接続されているシンチレーシ
ョン・カメラ。 - 【請求項８】 各々の光検出器の出力ポート手段が出力
信号を発生する第１の出力ポートを含み、各行の第１の
出力ポートが第１の加算手段に接続され、前記出力ポー
ト手段は出力信号を発生する第２の出力ポート手段を含
み、各列の第２の出力ポートが第２の加算手段に接続さ
れている請求項７記載のシンチレーション・カメラ。 - 【請求項９】 加算手段からの出力が加重手段に加えら
れ、該加重手段は該加算手段の出力に予定の伝達関数を
かける請求項７又は８記載のシンチレーション・カメ
ラ。 - 【請求項１０】 光検出器の出力信号から合計エネルギ
信号を決定する手段を有し、前記加重手段は、前記合計
エネルギ信号の値に応じた可変の程度の増幅／減衰を行
なう様に構成されている請求項９記載のシンチレーショ
ン・カメラ。 - 【請求項１１】 夫々行又は列に対するガンマ線事象の
位置を表わす信号を取出す為に、全ての加算された行信
号及び全ての加算された列信号を受取る様に夫々結合さ
れた行位置判定手段及び列位置判定手段を有する請求項
７乃至１０記載のシンチレーション・カメラ。 - 【請求項１２】 前記の各々の位置判定手段が、加算さ
れた行又は列信号に予定の形で線形に加重すると共に線
形加重信号を加算するインピーダンス回路と、加算され
た信号に演算を行なう手段とを含む請求項１１記載のシ
ンチレーション・カメラ。 - 【請求項１３】 各々の加算手段の出力を受取る様に結
合されたアナログ・ディジタル変換手段を有する請求項
７乃至１２のいずれか１項に記載のシンチレーション・
カメラ。 - 【請求項１４】 図面に関して説明された通りの請求項
７記載のシンチレーション・カメラ。 - 【請求項１５】 図面に関して説明された通りの請求項
１記載の信号処理方法。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| GB939314398A GB9314398D0 (en) | 1993-07-12 | 1993-07-12 | Signal processing in scintillation cameras for nuclear medicine |
| GB9314398:0 | 1993-07-12 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH07146371A true JPH07146371A (ja) | 1995-06-06 |
Family
ID=10738687
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP6159056A Pending JPH07146371A (ja) | 1993-07-12 | 1994-07-12 | 信号処理方法とシンチレーション・カメラ |
Country Status (5)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5504334A (ja) |
| EP (1) | EP0634672B1 (ja) |
| JP (1) | JPH07146371A (ja) |
| DE (1) | DE69417113D1 (ja) |
| GB (1) | GB9314398D0 (ja) |
Families Citing this family (32)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| FR2757955B1 (fr) * | 1996-12-31 | 1999-01-29 | Commissariat Energie Atomique | Dispositif et procede de localisation nucleaire par calcul de barycentre parallelise, et application aux gamma-cameras |
| FR2757956B1 (fr) * | 1996-12-31 | 1999-01-29 | Commissariat Energie Atomique | Dispositif et procede de localisation nucleaire par calcul de barycentre iteratif, et application aux gamma-cameras |
| US6169287B1 (en) * | 1997-03-10 | 2001-01-02 | William K. Warburton | X-ray detector method and apparatus for obtaining spatial, energy, and/or timing information using signals from neighboring electrodes in an electrode array |
| CA2212196A1 (en) | 1997-08-01 | 1999-02-01 | Is2 Research Inc. | Medical diagnostic apparatus and method |
| US6603125B1 (en) * | 2000-06-02 | 2003-08-05 | Koninklijke Philips Electronics, N.V. | Event localization and fall-off correction by distance-dependent weighting |
| US7262416B2 (en) * | 2002-11-27 | 2007-08-28 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Gamma camera with dynamic threshold |
| US7274023B2 (en) * | 2005-10-12 | 2007-09-25 | General Electric Company | Gamma-radiation detector module for portal applications |
| CN101074934B (zh) * | 2006-05-16 | 2011-10-19 | 同方威视技术股份有限公司 | 一种用于辐射成像的Gamma计数探测器 |
| US7920670B2 (en) * | 2007-03-30 | 2011-04-05 | General Electric Company | Keyhole computed tomography |
| US7680240B2 (en) * | 2007-03-30 | 2010-03-16 | General Electric Company | Iterative reconstruction of tomographic image data method and system |
| US8101919B2 (en) * | 2007-04-10 | 2012-01-24 | Lawrence Livermore National Security, Llc | Isotopic response with small scintillator based gamma-ray spectrometers |
| US20100044571A1 (en) * | 2008-08-19 | 2010-02-25 | University Of Washington | Method for determining the three-dimensional position of a scintillation event |
| US8405038B2 (en) * | 2009-12-30 | 2013-03-26 | General Electric Company | Systems and methods for providing a shared charge in pixelated image detectors |
| US8712124B2 (en) | 2011-06-21 | 2014-04-29 | General Electric Company | Artifact removal in nuclear images |
| CN104246536B (zh) * | 2012-01-31 | 2016-10-05 | Ut-巴特勒有限责任公司 | 使用行和列求和的中子照相机 |
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| US9903961B1 (en) * | 2016-09-01 | 2018-02-27 | FMI Medical Systems Co., Ltd. | Photodetector array readout multiplexer having summing, pulse shaping, and dynamic-switching circuits |
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| US10156645B2 (en) | 2016-12-23 | 2018-12-18 | General Electric Company | Systems and methods for sub-pixel location determination at sidewalls and corners of detectors |
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| US9983320B1 (en) | 2017-05-15 | 2018-05-29 | General Electric Company | Systems and methods for improved collimation sensitivity |
| US10324200B2 (en) | 2017-05-15 | 2019-06-18 | General Electric Company | Systems and methods for improved collimation sensitivity |
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| US10976452B2 (en) | 2018-08-13 | 2021-04-13 | General Electric Medical Systems Israel, Ltd. (Il) | Systems and methods for improved medical imaging |
| US10481285B1 (en) | 2018-08-13 | 2019-11-19 | General Electric Company | Systems and methods for determination of depth of interaction |
| US10591619B2 (en) | 2018-08-15 | 2020-03-17 | GE Precision Healthcare LLC | Anodes for improved detection of non-collected adjacent signals |
| US10247834B1 (en) | 2018-08-15 | 2019-04-02 | General Electric Company | Anodes for improved detection of non-collected adjacent signal |
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| US11320545B2 (en) | 2020-07-07 | 2022-05-03 | GE Precision Healthcare LLC | Systems and methods for improved medical imaging |
| US11092701B1 (en) | 2020-07-07 | 2021-08-17 | GE Precision Healthcare LLC | Systems and methods for improved medical imaging |
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS535883A (en) * | 1976-07-05 | 1978-01-19 | Hitachi Medical Corp | Device for setting interesting region by scintillation camera |
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