"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。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。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。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。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。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。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。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。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。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。なし請求項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。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。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。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。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。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。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。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HCGRVRadiationProtectionTechnologies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20mm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、eVMicroelectronicsiGEMセンサーモジュール[http://www.evmicroelectronics.com/igemsm.html2009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/DSP180と、図4cのマイクロプロセッサ/DSP380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A0とZ0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。A0=1.19107計数値/秒Z0=1.55104mCi/mLまた99Tcを含む医薬品では、係数は次のとおりとなる。A0=5.37105計数値/秒Z0=1.40104mCi/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t0での放射性核種の既知の容積の活性C0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Ct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、0.25~1.0mL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4ac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。"