(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
ガンマ線を光に変換するシンチレータと、
前記シンチレータにより変換された光を電気信号として増倍する増幅素子が２次元アレイ状に複数配置された増幅素子群を有するＳｉＰＭと、
前記増幅素子に印加される印加電圧が、周辺温度の上昇に応じて上昇するように分圧制御し、かつ、前記周辺温度の低下に応じて低下するように分圧制御するために、前記周辺温度の上昇に応じて抵抗値が低下し、かつ、前記周辺温度の低下に応じて抵抗値が上昇する半導体抵抗と、当該半導体抵抗と直列に接続され、抵抗値が周辺温度の変化に対して固定である固定抵抗とから構成され、当該固定抵抗が分圧制御の対象となる増幅素子と並列接続される電圧制御機構とを備え、
前記電圧制御機構は、分圧制御の対象となる増幅素子ごとに、または、分圧制御の対象となる複数の増幅素子である増幅素子群ごとに設置されることを特徴とする核医学イメージング装置。
【請求項２】
前記印加電圧は、前記増幅素子が発生する電圧の方向に対して、逆方向の電圧であることを特徴とする請求項１に記載の核医学イメージング装置。
【請求項３】
前記印加電圧は、前記増幅素子が発生する電圧の方向に対して、順方向の電圧であることを特徴とする請求項１に記載の核医学イメージング装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
この発明は、核医学イメージング装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
従来より、ガンマカメラ、シングルフォトンエミッションＣＴ装置（ＳＰＥＣＴ装置）、ポジトロンエミッションＣＴ装置（ＰＥＴ装置）などの核医学イメージング装置は、被検体の生体組織における機能診断を行なうことができる医用画像診断装置として、今日の医療現場において広く用いられている（例えば、特許文献１参照）。
【０００３】
具体的には、核医学イメージング装置は、生体組織に選択的に取り込まれた同位元素または標識化合物から放射されるガンマ線を検出器により検出し、検出したガンマ線の線量分布を画像化した核医学画像を再構成する装置である。
【０００４】
また、近年、核医学イメージング装置と、被検体の生体組織における形態情報を画像化するＸ線ＣＴ（ＣＴ；Ｃｏｍｐｕｔｅｄ  Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置とが一体化された装置（例えば、ＰＥＴ―ＣＴ装置やＳＰＥＣＴ―ＣＴ装置など）が実用化されている。
【０００５】
ここで、核医学イメージング装置の検出器には、一般的に、入射したガンマ線などの放射線を紫外領域にピークを持つ光に変換するシンチレータと、シンチレータからの発光（光電子）を増倍して電気信号に変換する光電子倍増管（ＰＭＴ：Photomultiplier Tube）とが用いられている（例えば、非特許文献１参照）。
【０００６】
具体的には、ＰＭＴは、シンチレーション光を受光し光電子を発生させる光電陰極、発生した光電子を加速する電場を与える多段のダイノード、および電子の流れ出し口である陽極から成っている。光電効果により光電陰極から放出された電子は、ダイノードに向って加速されてダイノードの表面に衝突し、複数の電子を叩き出す。この現象が多段のダイノードに渡って繰り返されることにより、なだれ的に電子数が増倍され、陽極での電子数は、約１００万にまで達する。かかる例では、ＰＭＴの利得率は、１００万倍となる。また、なだれ現象を利用した増幅のためにダイノードと陽極との間には、通常１０００ボルト以上の電圧が印加される。
【０００７】
しかし、ＰＭＴは、磁場により電子の運動が影響を受けるためＰＭＴの周りに磁気シールドを設ける必要があった。また、ＰＭＴが磁場の影響を受けることから、核磁気共鳴現象を利用して被検体の生体組織における形態情報を画像化するＭＲＩ装置と核医学イメージング装置とを一体化した装置は、シンチレーション光を磁場の影響外部に光ファイバーで導きＰＭＴに入力する等の特別な構造をとらない限り、実現することができなかった。
【０００８】
ここで、ＰＭＴと同等の利得率を有する光電子倍増装置として、半導体素子アレイとしてアバランシェフォトダイオード（ＡＰＤ：Avalanche Photodiode）を用いたシリコンフォトマルチプライアー（ＳｉＰＭ：Silicon Photomultiplier）が知られており、近い将来、広い分野でＰＭＴに取って代わると考えられている。ＳｉＰＭのＡＰＤ素子には、逆電圧が印加されており、このピクセルに、シンチレーション光子がひとつ入射すると、ピクセルは、１０５から１０６個の電子による電気パルスを発生する。ここで、前述のＰＭＴと異なり、ＳｉＰＭには、アンプ回路も必要ない。
【０００９】
ＳｉＰＭの普及が見込まれる要因としては、上述したようにＰＭＴと同等の利得率を有することとともに、「ＰＭＴと比較して量子効果が高い」こと、「磁場の影響を受けないことから、磁気シールドを設ける必要がなく、また、ＭＲＩ装置と核医学イメージング装置とを一体化した装置が実用化可能である」こと、「ピクセル検出が可能である」こと、「必要とされる印加電圧が、例えば、１７Ｖ〜７０Ｖと、ＰＭＴと比較して低く、扱いやすい」こと、「ＣＭＯＳ工程で製造可能なことから低コストの量産化が見込まれる」ことなどが挙げられる。これらの要因により、ＳｉＰＭは、核医学イメージング装置の検出器だけでなく、Ｘ線を検出するＸ線ＣＴ装置の検出器においても、利用されることが期待されている。
【００１０】
ところで、ＳｉＰＭの利得率は、敏感な温度依存性および印加電圧依存性を有する。特に、ＳｉＰＭを核医学イメージング装置やＸ線ＣＴ装置の検出器とした場合、温度変化による利得率の変化を制御して、温度が変動しても利得率を安定させるための制御機構が不可欠となる。
【００１１】
かかる制御機構としては、ＳｉＰＭが組み込まれる装置全体の温度が一定となるよう制御する温度制御機構がある。すなわち、装置に温度制御機構を組み込むことでＳｉＰＭおよびＳｉＰＭ周辺の温度が一定となり、ＳｉＰＭの利得率は、安定となる。
【先行技術文献】
【特許文献】
【００１２】
【特許文献１】特開２００７−１０７９９５号公報
【非特許文献】
【００１３】
【非特許文献１】（社）日本画像医療システム工業会編集  「医用画像・放射線機器ハンドブック」名古美術印刷株式会社  平成１３年、ｐ．１８３〜１８４
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１４】
ところで、上記した従来の技術は、温度制御機構を実現するために、複雑な装置構造が必要となり、温度変化に対応してＳｉＰＭを用いた検出器の利得率を簡易に安定させることができないといった課題があった。
【００１５】
なお、上記では、ＡＰＤに逆電圧を印加して光電子を増倍するＳｉＰＭにおいて、温度変化に対応して利得率を簡易に安定させることができないといった課題があったことについて説明した。しかし、ＡＰＤに順電圧を印加して光電子を増倍する装置においても、ＡＰＤの特性からＳｉＰＭと同様に、温度変化に対応して利得率を簡易に安定させることができないといった課題があった。
【００１６】
そこで、この発明は、上述した従来技術の課題を解決するためになされたものであり、温度変化に対応して利得率を簡易に安定させることが可能となる核医学イメージング装置を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１７】
上述した課題を解決し、目的を達成するために、本発明は、ガンマ線を光に変換するシンチレータと、前記シンチレータにより変換された光を電気信号として増倍する増幅素子が２次元アレイ状に複数配置された増幅素子群を有するＳｉＰＭと、前記増幅素子に印加される印加電圧が、周辺温度の上昇に応じて上昇するように分圧制御し、かつ、前記周辺温度の低下に応じて低下するように分圧制御するために、前記周辺温度の上昇に応じて抵抗値が低下し、かつ、前記周辺温度の低下に応じて抵抗値が上昇する半導体抵抗と、当該半導体抵抗と直列に接続され、抵抗値が周辺温度の変化に対して固定である固定抵抗とから構成され、当該固定抵抗が分圧制御の対象となる増幅素子と並列接続される電圧制御機構とを備え、前記電圧制御機構は、分圧制御の対象となる増幅素子ごとに、または、分圧制御の対象となる複数の増幅素子である増幅素子群ごとに設置されることを特徴とする。
【発明の効果】
【００１８】
本発明によれば、温度変化に対応して利得率を簡易に安定させることが可能となる。
【図面の簡単な説明】
【００１９】
【図１】図１は、本実施例におけるＳＰＥＣＴ装置の構成を説明するための図である。
【図２】図２は、本実施例におけるガンマカメラの構成を説明するための図である。
【図３】図３は、ＳｉＰＭの利得率の特性を説明するための図である。
【図４】図４は、本実施例におけるＳｉＰＭの構成を説明するための図である。
【図５】図５は、本実施例におけるＳｉＰＭの利得率の特性を説明するための図である。
【図６】図６は、本実施例の変形例を説明するための図である。
【発明を実施するための形態】
【００２０】
以下に添付図面を参照して、この発明に係る光電子増倍装置の好適な実施例を詳細に説明する。なお、以下では、本発明に係る光電子増倍装置が核医学イメージング装置であるシングルフォトンエミッションＣＴ装置（ＳＰＥＣＴ装置）に搭載された場合を、実施例として説明する。
【実施例】
【００２１】
まず、本実施例におけるＳＰＥＣＴ装置の構成について説明する。図１は、本実施例におけるＳＰＥＣＴ装置の構成を説明するための図である。図１に示すように、本実施例におけるＳＰＥＣＴ装置は、架台装置１０と、コンソール装置２０とを有する。
【００２２】
架台装置１０は、被検体Ｐに投与され、被検体Ｐの生体組織に選択的に取り込まれた放射性医薬品から放射されるガンマ線を検出して投影データを収集する装置であり、天板１１と、寝台１２と、寝台駆動部１３と、ガンマカメラ１４と、カメラ駆動部１５とを有する。なお、架台装置１０は、図１に示すように、撮影口となる空洞を有する。
【００２３】
天板１１は、被検体Ｐが横臥するベッドであり、寝台１２の上に配置される。寝台駆動部１３は、後述する寝台制御部２３の制御のもと、寝台１２を移動することにより、被検体Ｐを架台装置１０の撮影口内に移動させる。
【００２４】
ガンマカメラ１４は、被検体Ｐの生体組織に選択的に取り込まれた放射性医薬品の核種（ＲＩ：Radio Isotope）から放射されるガンマ線の強度分布を２次元的に検出し、検出した２次元ガンマ線強度分布データを、例えば、増幅処理、Ａ／Ｄ変換処理することで投影データを生成する装置であり、生成した投影データを後述するデータ収集部２５に送信する。
【００２５】
カメラ駆動部１５は、後述するカメラ制御部２４の制御のもと、ガンマカメラ１４を移動させる装置である。例えば、カメラ駆動部１５は、ガンマカメラ１４を架台装置１０の撮影口内に沿って駆動させ、これにより、ガンマカメラ１４は、被検体Ｐの周囲を回転して、３６０度の方向における投影データを生成する。
【００２６】
コンソール装置２０は、操作者によるＳＰＥＣＴ装置の操作を受け付けるとともに、架台装置１０によって収集された投影データから被検体Ｐに投与した放射性医薬品の体内分布が描出された断層画像である核医学画像（ＳＰＥＣＴ画像）を再構成する装置である。
【００２７】
具体的には、コンソール装置２０は、図１に示すように、入力部２１と、表示部２２と、寝台制御部２３と、カメラ制御部２４と、データ収集部２５と、画像再構成部２６と、データ記憶部２７と、システム制御部２８とを有し、コンソール装置２０が有する各部は、内部バスを介して接続される。
【００２８】
入力部２１は、ＳＰＥＣＴ装置の操作者が各種指示や各種設定の入力に用いるマウスやキーボードなどを有し、操作者から受け付けた指示や設定の情報を、システム制御部２８に転送する。
【００２９】
表示部２２は、操作者によって参照されるモニタであり、システム制御部２８による制御のもと、ＳＰＥＣＴ画像などを操作者に表示したり、入力部２１を介して操作者から各種指示や各種設定などを受け付けるためのＧＵＩ（Graphical  User  Interface）を表示したりする。
【００３０】
データ収集部２５は、ガンマカメラ１４から送信された投影データを収集し、収集した投影データそれぞれに対して、対数変換処理、オフセット補正、感度補正などの補正処理を行なって補正処理済み投影データを生成し、生成した補正処理済み投影データをデータ記憶部２７に格納する。
【００３１】
画像再構成部２６は、データ記憶部２７から補正処理済み投影データを読み出し、読み出した補正処理済み投影データ（例えば、３６０度方向の補正処理済み投影データ）を逆投影処理することで、ＳＰＥＣＴ画像を再構成する。そして、画像再構成部２６は、再構成したＳＰＥＣＴ画像をデータ記憶部２７に格納する。
【００３２】
システム制御部２８は、架台装置１０およびコンソール装置２０の動作を制御することによって、ＳＰＥＣＴ装置の全体制御を行う。具体的には、システム制御部２８は、寝台制御部２３およびカメラ制御部２４を制御することで、架台装置１０における投影データの収集処理を実行させる。また、システム制御部２８は、データ収集部２５の補正処理と、画像再構成部２６の再構成処理を制御することで、コンソール装置２０における画像処理全体を制御する。また、システム制御部２８は、データ記憶部２７が記憶するＳＰＥＣＴ画像を、表示部２２に表示するように制御する。
【００３３】
ここで、本実施例におけるガンマカメラ１４は、従来、一般的に用いられていた光電子倍増管（ＰＭＴ：Photomultiplier Tube）ではなく、入力された光をＰＭＴと同等の利得率で電気信号として増倍する光電子増倍装置により構成される。具体的には、本実施例におけるガンマカメラ１４は、磁場の影響を受けないアバランシェフォトダイオード（ＡＰＤ：Avalanche Photodiode）が半導体素子アレイとして用いられたシリコンフォトマルチプライアー（ＳｉＰＭ：Silicon Photomultiplier）により構成される。以下、図２を用いて、本実施例におけるガンマカメラの構成を説明する。なお、図２は、本実施例におけるガンマカメラの構成を説明するための図である。
【００３４】
具体的には、本実施例におけるガンマカメラ１４は、図２の（Ａ）に示すように、シンチレータ１４ａとＳｉＰＭ１４ｂとを有し、シンチレータ１４ａは、被検体Ｐの内部組織から放射されたガンマ線を紫外領域にピークを持つ光に変換し、ＳｉＰＭ１４ｂは、ＰＭＴと同等の利得率にて、シンチレータ１４ａから入力された光をＡＰＤにより電気信号として増倍する。
【００３５】
これにより、本実施例におけるガンマカメラ１４は、検出した２次元ガンマ線強度分布データから投影データを生成して、図２の（Ａ）に示すように、生成した投影データをデータ収集部２５に送信する。
【００３６】
ここで、ＳｉＰＭ１４ｂは、例えば、図２の（Ｂ）に示すように、複数のＡＰＤ１４ｃが、２次元アレイ状に配置されることで構成される。
【００３７】
しかし、ＳｉＰＭ１４ｂの利得率は、敏感な温度依存性および印加電圧依存性がある。具体的には、ＳｉＰＭ１４ｂの利得率は、図３の（Ａ）に示すように、温度が上昇するに応じて低下する特性を有する。さらに、ＳｉＰＭ１４ｂの利得率は、図３の（Ａ）に示すように、印加電圧が上昇するに応じて上昇する特性を有する。なお、図３は、ＳｉＰＭの利得率の特性を説明するための図である。
【００３８】
そこで、本実施例におけるガンマカメラ１４は、以下に説明する電圧制御機構をＳｉＰＭ１４ｂに設置することで、温度変化に対応して利得率を簡易に安定させることが可能となることに主たる特徴がある。この主たる特徴について、図４および図５を用いて説明する。なお、図４は、本実施例におけるＳｉＰＭの構成を説明するための図であり、図５は、本実施例におけるＳｉＰＭの利得率の特性を説明するための図である。
【００３９】
ここで、本実施例におけるＳｉＰＭ１４ｂは、図２の（Ｂ）で説明したように、２次元アレイ状に配置された複数のＡＰＤ１４ｃを有するが、本実施例では、複数のＡＰＤ１４ｃが所定数ごとに分割された複数のＡＰＤアレイ１４ｄとされ、各ＡＰＤアレイ１４ｄに電圧制御機構がそれぞれ設置される。なお、ＡＰＤアレイ１４ｄに対しては、図４に示すように、ＡＰＤアレイ１４ｄを構成する各ＡＰＤ１４ｃに印加される印加電圧が、各ＡＰＤ１４ｄが発生する電圧の方向に対して、逆方向の電圧（逆電圧）となる。
【００４０】
そして、ＳｉＰＭ１４ｂは、ＡＰＤアレイ１４ｄへの印加電圧が、周辺温度の上昇に応じて上昇するように分圧制御し、かつ、周辺温度の低下に応じて低下するように分圧制御する電圧制御機構を備える。
【００４１】
具体的には、ＳｉＰＭ１４ｂは、図４に示すように、周辺温度の上昇に応じて抵抗値が低下し、かつ、周辺温度の低下に応じて抵抗値が上昇する半導体抵抗１４ｅと、半導体抵抗１４ｅと直列に接続され、抵抗値が周辺温度の変化に対して固定である固定抵抗１４ｆとから構成され、さらに、固定抵抗１４ｆが分圧制御の対象となるＡＰＤアレイ１４ｄの各ＡＰＤ１４ｃと並列接続される電圧制御機構が分圧制御の対象となるＡＰＤアレイ１４ｄごとに設置される。
【００４２】
ここで、図４に示すように、固定抵抗１４ｆの抵抗値を「Ｒ」とし、温度（ｔ）に依存して変動する半導体抵抗１４ｅの抵抗値を「ｒ（ｔ）」とし、固定抵抗１４ｆおよび半導体抵抗１４ｅに印加される電圧を「Ｖ」とし、ＡＰＤアレイ１４ｄへの印加電圧を「Ｖｉｎｖ」とする。
【００４３】
かかる場合、「Ｖｉｎｖ」は、「Ｖ×（Ｒ／（Ｒ＋ｒ（ｔ）））」と表される。上述したように「ｒ（ｔ）」は、周辺温度の上昇に応じて抵抗値が低下し、かつ、周辺温度の低下に応じて抵抗値が上昇することから、「Ｖｉｎｖ」は、ＳｉＰＭ１４における周辺温度の上昇に応じて上昇し、かつ、ＳｉＰＭ１４ｂにおける周辺温度の低下に応じて低下することとなる。
【００４４】
これにより、本実施例におけるＳｉＰＭ１４ｂの利得率は、図５に示すように、温度変化に対応して、安定した値となる特性を有することとなる。
【００４５】
上述したように、本実施例では、ＳＰＥＣＴ装置に設置されるガンマカメラ１４を２次元アレイ状に配置された複数のＡＰＤ１４ｃを有するＳｉＰＭ１４ｂを用いて構成する場合、すべてのＡＰＤ１４ｃを所定数のＡＰＤ１４ｃからなるＡＰＤアレイ１４ｄに分割し、各ＡＰＤアレイ１４ｄに対して電圧制御機構が設置される。
【００４６】
すなわち、電圧制御機構は、周辺温度の上昇に応じて抵抗値が低下し、かつ、周辺温度の低下に応じて抵抗値が上昇する半導体抵抗１４ｅと、半導体抵抗１４ｅと直列に接続され、抵抗値が周辺温度の変化に対して固定である固定抵抗１４ｆとから構成され、さらに、固定抵抗１４ｆが分圧制御の対象となるＡＰＤアレイ１４ｄの各ＡＰＤ１４ｃと並列接続される。
【００４７】
したがって、周辺温度が上昇すると半導体抵抗１４ｅの抵抗値が低下するので、ＡＰＤアレイ１４ｄの印加電圧が上昇し、その結果、周辺温度の上昇により低下する利得率が、印加電圧の上昇により上昇させることができ、上記した主たる特徴の通り、温度変化に対応して利得率を簡易に安定させることが可能となる。
【００４８】
また、ＡＰＤアレイ１４ｄごとに独立して電圧制御機構を設置することで、ガンマカメラ１４の内部で局所的に温度変化が生じた場合であっても、温度変化が生じた箇所のみ、局所的に利得率の温度依存性による変動を緩和することができるので、ＳＰＥＣＴ装置全体の温度管理をするための複雑な機構の必要性を解消して、ＳＰＥＣＴ装置に要するコストを大幅に軽減することが可能となる。
【００４９】
また、電圧制御機構を設置における独立性のよさにより、ガンマカメラ１４の設計自由度を向上させることが可能となる。また、ＳｉＰＭ１４ｂは、ＣＭＯＳ工程により作製可能であるので、ガンマカメラ１４に多数のＡＰＤ１４ｃを搭載することができ、ＳＰＥＣＴ画像の有効視野を向上させることが可能となる。また、ＳｉＰＭ１４ｂは、ＣＭＯＳ工程により作製可能であるので、故障したＳｉＰＭ１４ｂの交換も簡単に行なうことができる。さらに、ＳｉＰＭ１４ｂごとに独立した電圧制御機構をもつために、交換の影響がシステム全体へ及ぶことが少なく、交換後の調整コストも大幅に軽減することができ、 ガンマカメラ１４の維持に要するコストも軽減することが可能となる。また、磁気の影響を受けないＳｉＰＭ１４ｂを用いることで、ＳＰＥＣＴ装置やＰＥＴ装置をＭＲＩ装置と一体化させた装置を実現することが可能となる。
【００５０】
なお、本発明は上述した実施例以外にも、種々の異なる形態にて実施されてよいものである。そこで、以下では、図６を用いて、本実施例における変形例について説明する。なお、図６は、本実施例における変形例を説明するための図である。
【００５１】
上記の実施例にて説明したように、半導体抵抗１４ｅと固定抵抗１４ｆとから構成される電圧制御機構は、図６の（Ａ）に示すように、ＡＰＤアレイ１４ｄに対して設置されるが、ＡＰＤアレイ１４ｄを構成するＡＰＤ１４ｃの個数は、ガンマカメラ１４の設計者により、任意に設定される。
【００５２】
例えば、ＡＰＤアレイ１４ｄは、９個からなるＡＰＤ１４ｃである場合（図６の（Ａ）の（１）参照）や、２５個からなるＡＰＤ１４ｃである場合（図６の（Ａ）の（２）参照）であってもよい。あるいは、半導体抵抗１４ｅと固定抵抗１４ｆとから構成される電圧制御機構は、ＡＰＤ１４ｃごとに設置される場合であってもよい（図６の（Ａ）の（３）参照）。
【００５３】
また、上記の実施例では、ＡＰＤ１４ｃに対して逆電圧を印加することで、ガイガーモードで使用する光電子増倍装置に電圧制御機構が設置された装置（ＳｉＰＭ１４ｂ）をガンマカメラ１４としてＳＰＥＣＴ装置に搭載する場合について説明した。しかし、本発明はこれに限定されるものではなく、図６の（Ｂ）に示すように、ＡＰＤ１４ｃに対して順電圧を印加することで光を倍増する光電子増倍装置に電圧制御機構が設置された装置を、例えば、Ｘ線などの放射線を用いた非破壊検査用装置に搭載する場合であってよい。
【００５４】
また、上記の実施例では、電圧制御機構が設置されたＳｉＰＭ１４を、ＳＰＥＣＴ装置に搭載する場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではなく、電圧制御機構が設置されたＳｉＰＭ１４ｂを、ガンマカメラ、ポジトロンエミッションＣＴ装置（ＰＥＴ装置）などのＳＰＥＣＴ装置以外の核医学イメージング装置のガンマ線用検出器や、Ｘ線ＣＴ装置のＸ線用検出器として搭載する場合であってもよい。
【産業上の利用可能性】
【００５５】
以上のように、本発明に係る核医学イメージング装置は、光を増幅素子により電気信号として増倍する場合に有用であり、特に、温度変化に対応して利得率を簡易に安定させることに適する。
【符号の説明】
【００５６】
１０  架台装置
１１  天板
１２  寝台
１３  寝台駆動部
１４  ガンマカメラ
１４ａ  シンチレータ
１４ｂ  ＳｉＰＭ（シリコンフォトマルチプライアー）
１４ｃ  ＡＰＤ（アバランシェフォトダイオード）
１４ｄ  ＡＰＤアレイ
１４ｅ  半導体抵抗
１４ｆ  固定抵抗
１５  カメラ駆動部
２０  コンソール装置
２１  入力部
２２  表示部
２３  寝台制御部
２４  カメラ制御部
２５  データ収集部
２６  画像再構成部
２７  データ記憶部
２８  システム制御部
【図１】
0005546806.tif 000002
【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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