(57)【要約】【課題】吸収補正のためのＴデータに混入するエミッション成分を、Ｔデータ取得のためのスキャンにおいて、Ｔデータとともに収集する。【解決手段】トランスミッション線源３１をコリメータ３２とともに回転させ、その位置に関する情報を回転読み取り装置３３からアドレス変換器１３に与えることにより、線源３１からのガンマ線がコリメータ３２によって遮蔽されない領域Ｕで検出器１１に入射したガンマ線によるデータをＴデータ収集メモリ１５で収集するとともに、コリメータ３２によって遮蔽される領域Ｖで検出器１１に入射したガンマ線によるデータをＴ’ｅデータ収集メモリ１６で収集し、Ｔデータ補正装置１７において前者のデータから後者のデータを差し引きエミッション成分の混入のないＴデータを得、このＴデータを用いて吸収補正装置１８でのエミッションデータの吸収補正を正確に行う。【選択図】        図１
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
測定領域に置かれた被検体のなかから放出される放射線を該測定領域の周囲の全周で検出する放射線検出手段と、該放射線検出手段の２つの位置への放射線の同時入射を検出するコインシデンス手段と、該コインシデンス手段により同時入射がとらえられた２つの入射位置を結ぶ直線に関してエミッションデータを収集するエミッションデータ収集手段と、トランスミッションデータ収集時にのみ上記放射線検出手段により取り囲まれる空間内で上記測定領域の周囲に回転させられる放射線発生手段と、トランスミッションデータ収集時にのみ該放射線発生手段とともに回転させられる、該放射線発生手段からの放射線が測定領域方向以外には放出されないように遮蔽するコリメート手段と、上記回転させられる放射線発生手段の位置情報を出力する回転位置検出手段と、上記放射線発生手段の位置情報からコリメート手段の非遮蔽領域であることがわかる上記放射線検出手段により検出された放射線入射を、その入射位置と上記放射線発生手段の位置とを結ぶ直線に関してカウントすることによりトランスミッションデータを収集するトランスミッションデータ収集手段と、上記放射線発生手段の位置情報からコリメート手段の遮蔽領域であることがわかる上記放射線検出手段により検出された放射線入射を、その入射位置に関してカウントすることによりトランスミッション誤差データを収集するトランスミッション誤差データ収集手段と、上記各直線ごとのトランスミッションデータから、その直線が通る入射位置でのトランスミッション誤差データを差し引いてトランスミッションデータを補正するトランスミッションデータ補正手段と、この補正されたトランスミッションデータを用いて上記のエミッションデータの吸収補正を行う吸収補正手段と、吸収補正後のエミッションデータから画像を再構成する画像再構成手段とを備えることを特徴とする核医学イメージング装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
この発明は、核医学イメージング装置に関し、とくにシングルイベント収集による吸収補正機能を有する核医学イメージング装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
核医学イメージング装置は、被検体（患者）の体内に放射性薬剤を投与し、その薬剤から放出される放射線を体外で検出することにより、その薬剤の患者体内での分布イメージ（エミッション画像）を得るものである。放射性同位元素で標識した特定の薬剤を人間などの生体内に投与すると、その薬剤は特定の臓器や癌細胞などの特定病巣に集積する。そこで、その臓器等に集積した薬剤から放出される放射線を、生体外部で検出し、収集したエミッションデータを再構成することによりエミッション画像（放射性同位元素の分布イメージ）を得ることができ、臓器や病巣などの形状を知ることができて、診断に役立つ。この核医学イメージング装置では、体内の放射性同位元素から放出される放射線を体外で検出するため、その放射線が体内の組織で吸収され、その結果、収集されたエミッションデータに誤差が含まれることが避けられない。
【０００３】
そのため、定量画像を得るためにはこのエミッションデータの吸収による誤差を補正することが必要不可欠である。その補正方法がさまざまに提案されているが、基本的には、エミッションデータ（以下Ｅデータという）の収集とは別にトランスミッションデータ（Ｔデータという）を収集し、このＴデータでＥデータを補正するものである。Ｔデータは、被検体の外部に線源を置き、この線源からの放射線を被検体に透過（トランスミット）させて得るデータである。このＴデータは被検体中での放射線の吸収を表すので、これによりＥデータの吸収誤差を補正することができる。
【０００４】
このＴデータの収集のためのスキャンとして、近年、検査時間の短縮を図るよう、エミッション薬剤投与後にシングルイベントデータを収集する方法が行われるようになってきている（なお、この方法では、シングルフォトン放出性の核種を用いることができるため、半減期の長いラジオアイソトープを選択することができ、コスト削減できるという利点もある）。ところが、エミッション薬剤投与後にＴデータを収集するのでは、収集したＴデータにＥデータが混入してきてしまう。そこで、従来では、下記の非特許文献１，２のように、Ｔデータの収集のためのスキャンのほかに、トランスミッション線源を取り除いた状態で短時間スキャン（  ”ｍｏｃｋ  ｓｃａｎ”  という）を行って、エミッション線源からの混入成分のみを測定し、この混入成分をＴデータから差し引くことにより、吸収補正の精度を高めるようにしている。
【非特許文献１】
【０００５】
”Ｓｉｎｇｌｅ  Ｔｒａｎｓｍｉｓｓｉｏｎ  Ｓｃａｎｓ  Ｐｅｒｆｏｒｍｅｄ  Ｐｏｓｔ−Ｉｎｊｅｃｔｉｏｎ  ｆｏｒ  Ｑｉａｎｔｉｔａｔｉｖｅ  Ｗｈｏｌｅ  Ｂｏｄｙ  ＰＥＴ  Ｉｍａｇｉｎｇ”，  Ｒ．  Ｊ．  Ｓｍｉｔｈ，  ｅｔ．ａｌ．，  ＩＥＥＥ  Ｔｒａｎｓ．  Ｎｕｃｌ．  Ｓｃｉ．，  ｖｏｌ．４４，  Ｎｏ．３，  ｐｐ．１３２９−１３３４，  １９９７る。
【非特許文献２】
【０００６】
”Ａ  Ｃｏｍｐａｒｉｓｏｎ  ｏｆ  Ｓｅｇｍｅｎｔａｔｉｏｎ  ａｎｄ  Ｅｍｉｓｓｉｏｎ  Ｓｕｂｔｒａｃｔｉｏｎ  ｆｏｒ  Ｓｉｎｇｌｅｓ  Ｔｒａｎｓｍｉｓｓｉｏｎ  ｉｎ  ＰＥＴ”，  Ｒ．  Ｊ．  Ｓｍｉｔｈ，  ｅｔ．ａｌ．，  ＩＥＥＥ  Ｔｒａｎｓ．  Ｎｕｃｌ．  Ｓｃｉ．，  ｖｏｌ．４６，  Ｎｏ．３，  ｐｐ．１２１２−１２１６，  １９９８る。
【０００７】
この方法では、図４に示すように断層面内で被検体３０の周囲に点状のトランスミッション線源３１を回転させてＴデータの収集を行う。線源３１からのガンマ線が検出点Ｐｋに入射したとすると、その線源３１とＰｋとを結ぶ直線に関してカウントする。この直線（  ＬＯＲ；  Ｌｉｎｅｓ  Ｏｆ  Ｒｅｓｐｏｎｓｅ  ）は、角度θとそれに直角なＦＯＶ（  Ｆｉｅｌｄ  Ｏｆ  Ｖｉｅｗ  ；測定領域）中心を通る直線上の位置ｒとによって表される。線源３１が図の位置にあるとき、この直線は（ｒｉ，θｊ）で表され、この直線についてのデータ（カウント値）はＴ（ｒｉ，θｊ）と表される。
【０００８】
ところが、被検体３０へのエミッション薬剤投与後にこの測定を行うので，被検体３１中のエミッション線源５１からのガンマ線も検出点Ｐｋに入射し、これもＴ（ｒｉ，θｊ）としてカウントされてしまう。つまり、Ｔ（ｒｉ，θｊ）＝ｎ（カウント）であるとすると、ｎ＝ｎｔ＋ｎｅ（ｎｔはトランスミッション線源３１からのガンマ線のカウント、ｎｅはエミッション線源５１など被検体３０内のエミッション線源からのガンマ線のカウント）となる。エミッション薬剤投与前であれば、被検体３１内からガンマ線は放射されないため、Ｔ（ｒｉ，θｊ）＝ｎｔとなり、線源３１から放射され直線（ｒｉ，θｊ）を通って被検体３０を透過したガンマ線のカウント値であるからその直線（ｒｉ，θｊ）上でのガンマ線吸収に対応するので、このＴデータを用いて直線（ｒｉ，θｊ）についてのＥデータの吸収補正をすることが可能になるが、上記のようにエミッション線源からのガンマ線のカウントｎｅが誤差として含まれるので、その分だけ吸収補正が不正確になる。
【０００９】
トランスミッション線源３１を取り除いた状態で  ”ｍｏｃｋ  ｓｃａｎ”  を行うと、同じ位置関係で直線（ｒｉ，θｊ）上のデータＴ（ｒｉ，θｊ）としてｎｅのみが得られる。そのため、このｎｅを上記のｎから差し引けばＴ（ｒｉ，θｊ）＝ｎｔとなり、被検体３０内のエミッション線源からのガンマ線による誤差をなくしたＴデータが得られ、正確な吸収補正が可能となる。
【００１０】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、従来のようにＴデータの収集のためのスキャンのほかに  ”ｍｏｃｋ  ｓｃａｎ”  を行うのでは、２回の測定を異なる時間に行わなければならないことになり、その間に薬剤分布が変化して、ＴデータのＥデータ混入による誤差の補正を精度高く行うことができないおそれがある。また、測定時間短縮のためにも、別途の  ”ｍｏｃｋ  ｓｃａｎ”  に時間を費やすことは望ましくない。
【００１１】
この発明は、上記に鑑み、Ｔデータの収集のためのスキャンを１回行うだけで、Ｔデータとともに被検体内のエミッション線源からのガンマ線による誤差分のみのデータをも得、これによってＴデータに混入したＥデータによる誤差を取り除き、この誤差を含まないＴデータを用いることによりＥデータの正確な吸収補正を行うことができるように改善した、核医学イメージング装置を提供することを目的とする。
【００１２】
【課題を解決するための手段】
上記の目的を達成するため、この発明による核医学イメージング装置においては、測定領域に置かれた被検体のなかから放出される放射線を該測定領域の周囲の全周で検出する放射線検出手段と、該放射線検出手段の２つの位置への放射線の同時入射を検出するコインシデンス手段と、該コインシデンス手段により同時入射がとらえられた２つの入射位置を結ぶ直線に関してエミッションデータを収集するエミッションデータ収集手段と、トランスミッションデータ収集時にのみ上記放射線検出手段により取り囲まれる空間内で上記測定領域の周囲に回転させられる放射線発生手段と、トランスミッションデータ収集時にのみ該放射線発生手段とともに回転させられる、該放射線発生手段からの放射線が測定領域方向以外には放出されないように遮蔽するコリメート手段と、上記回転させられる放射線発生手段の位置情報を出力する回転位置検出手段と、上記放射線発生手段の位置情報からコリメート手段の非遮蔽領域であることがわかる上記放射線検出手段により検出された放射線入射を、その入射位置と上記放射線発生手段の位置とを結ぶ直線に関してカウントすることによりトランスミッションデータを収集するトランスミッションデータ収集手段と、上記放射線発生手段の位置情報からコリメート手段の遮蔽領域であることがわかる上記放射線検出手段により検出された放射線入射を、その入射位置に関してカウントすることによりトランスミッション誤差データを収集するトランスミッション誤差データ収集手段と、上記各直線ごとのトランスミッションデータから、その直線が通る入射位置でのトランスミッション誤差データを差し引いてトランスミッションデータを補正するトランスミッションデータ補正手段と、この補正されたトランスミッションデータを用いて上記のエミッションデータの吸収補正を行う吸収補正手段と、吸収補正後のエミッションデータから画像を再構成する画像再構成手段とが備えられることが特徴となっている。
【００１３】
トランスミッションデータ収集時には、放射線発生手段とコリメート手段とが測定領域の周囲に回転させられるが、その回転位置が検出されているため、その回転位置情報から、放射線発生手段からの放射線がコリメート手段によって遮蔽される領域と遮蔽されない領域とがわかる。非遮蔽領域に入射した放射線に関しては、その入射位置と上記放射線発生手段の位置とを結ぶ直線に関してカウントすることによりトランスミッションデータを収集する。遮蔽領域に入射した放射線に関しては、その入射位置に関してカウントすることによりトランスミッション誤差データを収集する。
【００１４】
トランスミッションデータは、非遮蔽領域に入射した放射線に関するデータであるから、回転させられる放射線発生手段からの放射線によるものと、被検体内からの放射線によるものとの和となっている。他方、トランスミッション誤差データは、遮蔽領域に入射した放射線に関するデータであるから、回転させられる放射線発生手段からの放射線によるものはなく、被検体内からの放射線によるものだけとなっている。そこで、トランスミッションデータからトランスミッション誤差データを差し引けば、トランスミッションデータに含まれる被検体内からの放射線によるデータを除いて、回転させられる放射線発生手段からの放射線によるデータのみとなり、これは純粋に被検体の外部で発生させられ被検体を透過した放射線のデータとなるので、吸収分布を正確に反映したものとなっている。そのため、この補正後のトランスミッションデータを用いることにより、エミッションデータの正確な吸収補正が可能となる。コリメート手段の遮蔽領域では被検体内からの放射線によるものだけとなっていることに着目して、非遮蔽領域でのデータ収集と同時に遮蔽領域でのデータ収集を行うことにより、被検体内からの放射線によるデータを含むトランスミッションデータの収集と、被検体内からの放射線によるデータのみのトランスミッション誤差データの収集とを同時に行うことができる。
【００１５】
【発明の実施の形態】
つぎに、この発明の実施の形態について図面を参照しながら詳細に説明する。図１に示す実施の形態では、多数の放射線検出器１１が円周上に配列されて検出器リング型配列１０が形成されている。このリング型配列１０の中央の円形領域がＦＯＶとなっており、このＦＯＶ内に配置された被検体３０を検出器リング型配列１０が形成する平面で横断した断層面での画像が撮影されるようになっている。被検体３０に投与されたポジトロン放出性のエミッション薬剤から１８０°反対方向に２つのガンマ線が放出されて２つの検出器１１に同時に入射したとき、その同時性をコインシデンス回路１２でとらえ、アドレス変換器１３によってそれらの入射位置情報からアドレス（ｒ，θ）への変換がなされ、そのアドレス（ｒ，θ）でＥデータ収集メモリ１４におけるデータ収集が行われる。
【００１６】
ここでは、ある検出器１１から出力が生じたとき、その検出器１１の位置でガンマ線が入射したものととらえるようになっている（分解能は検出器１１の各々の検出幅によって定まる）。この場合、２つの検出器１１から同時に検出信号が生じたことがコインシデンス回路１２でとらえられると、それらの検出器１１からの検出信号がアドレス変換器１３に送られ、それら信号を発した２つの検出器１１の位置を結ぶ直線を表すアドレス（ｒ，θ）に変換され、Ｅデータ収集メモリ１４のそのアドレスにおいてカウントアップがなされる。こうしてＦＯＶ内のすべてのアドレス（ｒ，θ）でＥデータＥ（ｒ，θ）の収集が行われ、この収集したＥデータＥ（ｒ，θ）を吸収補正装置１８（後述する）を経て画像再構成装置１９に送り、逆投影法などの画像再構成アルゴリズムで処理するとエミッション線源の上記の断層面での分布画像（ＰＥＴ；  Ｐｏｓｉｔｒｏｎ  Ｅｍｉｓｓｉｏｎ  Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ  画像）が得られ、ディスプレイ装置２０により表示することができる。
【００１７】
こうして収集したＥデータＥ（ｒ，θ）には吸収による誤差が含まれているので、これを補正するためのＴデータＴ（ｒ，θ）を、線源３１を回転させて収集する。この線源３１はシングルフォトン放出性の核種からなり少なくとも断層面において点状となっている。そして、ＦＯＶ方向にのみ放射線を放出するようコリメータ３２が設けられている。線源３１はコリメータ３２と一体になって回転させられ、その回転位置が回転位置読み取り装置３３によって読み取られる。なお、回転機構は図では省略しているが適宜な機構を採用でき、回転位置読み取り装置３３はロータリーエンコーダなどで構成できる。
【００１８】
なお、このＴデータ収集は、Ｅデータ収集と同様にエミッション薬剤が被検体３０内に投与されている状態で行われるが、どちらが先でもよい。ただし、Ｅデータ収集時には、線源３１およびコリメータ３２は、少なくとも画像を再構成する断層面からは退避させておき、線源３１からのガンマ線がいずれかの検出器１１に入射したり、あるいは被検体３０内のエミッション線源からのガンマ線がコリメータ３２で遮蔽されて検出器１１への入射が妨げられたりすることがないようにする。
【００１９】
Ｔデータ収集は、シングルイベントの収集によるものであるから、このときコインシデンス回路１２は無効化され、多数の検出器１１のいずれかでとらえたシングルイベント信号をそのままアドレス変換器１３に送る。アドレス変換器１３には回転読み取り装置３３からの回転位置情報が入力されており、この回転位置情報に基づき、線源３１からのガンマ線が入射する領域Ｕに属する検出器１１でシングルイベントがとらえられた場合と、線源３１からのガンマ線がコリメータ３２によって遮られて入射しない領域Ｖに属する検出器１１でシングルイベントがとらえられた場合とで異なるデータ収集を行うようにする。領域Ｕでシングルイベントがとらえられた場合にはＴデータ収集メモリ１５においてデータ収集が行われ、領域Ｖで検出されたシングルイベントについてのデータはＴ’ｅデータ収集メモリ１６で収集される。
【００２０】
図２に示すような位置に線源３１があるときに、領域Ｕの検出点Ｐｋでシングルイベントが検出されたとする。この場合、アドレス変換器１３は、回転読み取り装置３３からの位置情報と、シングルイベント検出信号を出力した検出器１１が位置Ｐｋに位置しているものであることから、線源３１とＰｋとを結ぶ直線を表すアドレス（ｒｉ，θｊ）を求めて、Ｔデータ収集メモリ１５のこのアドレスに「１」を計数させる。このＰｋには、トランスミッション線源３１からのガンマ線だけでなく、被検体３０内のエミッション線源５１等からのガンマ線も入射するので、線源３１が回転してつぎの位置に移るまでの時間でｎがカウントされたとして、Ｔ１（ｒｉ，θｊ）はつぎのようになる。
Ｔ１（ｒｉ，θｊ）＝Ｔ１ｔ（ｒｉ，θｊ）＋Ｔ１ｅ（ｒｉ，θｊ）
ここで、Ｔ１ｔ（ｒｉ，θｊ）は線源３１によるデータ（カウントｎｔ）であり、Ｔ１ｅ（ｒｉ，θｊ）は被検体３０内のエミッション線源によるデータ（カウントｎｅ）である。
【００２１】
一方、図２の位置関係において、領域Ｖには、線源３１からのガンマ線は入射せず、被検体３０内のエミッション線源からのガンマ線しか入射しない。そこで、この領域Ｖに属する検出器１１からシングルイベント検出信号が得られたとき、その信号はＴ’ｅデータメモリ１６に送られてその検出器１１の位置でのカウントがなされる。たとえば、線源３１とＰｋとを結ぶ直線の延長が交差する検出点Ｐｇでは、被検体３０内のエミッション線源５２などからのガンマ線入射がカウントされる。この点Ｐｇで検出する検出器１１を含めて領域Ｖに属する各々の検出器１１では、線源３１が回転して領域Ｖから外れるまでこのようなデータ収集を行うので、それらでの収集時間は、検出点Ｐｋを含む領域Ｕの各検出点でのデータ収集時間とは一致しない（通常長くなる）。このデータ収集により、Ｔ’ｅデータメモリ１６のＰｇに対応するアドレスでＭがカウントされたとすると、Ｍ＝Ｍｅとなり、エミッション線源によるカウントＭｅのみとなる。
【００２２】
つぎに回転が進んで図３のように、線源３１が同じ直線（ｒｉ，θｊ）上に位置するようになったとする。このとき領域Ｕに属することになったＰｇでのデータ収集がＴデータ収集メモリ１５で行われ、データＴ２（ｒｉ，θｊ）＝ｍ（カウント）が得られる。ただし、Ｐｇには線源３１からのガンマ線が入射するだけでなく、被検体３０内のエミッション線源５３などからのガンマ線も入射するため、つぎのようになる。
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Ｔ２ｔ（ｒｉ，θｊ）＝ｍｔ（カウント）は線源３１によるものであり、Ｔ２ｅ（ｒｉ，θｊ）＝ｍｅ（カウント）は被検体３０内のエミッション線源によるものである。
【００２３】
さらに、この図３の位置関係において、領域Ｖに属することになったＰｋについては、Ｔ’ｅデータ収集メモリ１６のＰｋに対応するアドレスにおいて被検体３０内のエミッション線源（たとえば線源５４）からのガンマ線入射のみのカウントがなされる。このアドレスでのカウントは、Ｐｋが領域Ｖから外れるまで行われ、Ｎ＝Ｎｅ（Ｎｅはエミッション線源によるカウント）が得られる。
【００２４】
ここで、図２の状態でＰｋにおいてカウントされるエミッション線源によるデータ；カウント値ｎｅは、線源３１が図２の位置にあった時間において、入射方向を問わずＰｋに入射したガンマ線の計数値である。他方、図３の時点およびＰｋが領域Ｖとなっている時間でＰｋに関するものとしてカウントされた値Ｎｅは、入射方向を問わずＰｋに入射したガンマ線の計数値である。したがって、これらｎｅとＮｅとは測定時間の長さが異なるだけであるから、Ｎｅに適当なスケーリングを施せば同じ値となる。つまり、スケーリングの定数をβ（ｒ）とすれば、つぎの関係が成り立つ。
ｎｅ＝β（ｒ）・Ｎｅ
そのため、
Ｔ１（ｒｉ，θｊ）−β（ｒ）・Ｎｅ＝Ｔ１ｔ（ｒｉ，θｊ）
となる。
【００２５】
同様に、図３の状態でＰｇでのエミッション線源によるカウント値ｍｅと、図２の時点およびその前後の期間（Ｐｇが領域Ｖとなっている時間）でのカウント値Ｍｅとは測定時間の長さが異なるだけの関係にあり、つぎの関係となっている。
ｍｅ＝β（ｒ）・Ｍｅ
そのため、
Ｔ２（ｒｉ，θｊ）−β（ｒ）・Ｍｅ＝Ｔ２ｔ（ｒｉ，θｊ）
となる。
【００２６】
ところで、図２と図３とでは、同じ直線（ｒｉ，θｊ）に関してデータ収集したわけであるから、Ｔデータ収集メモリ１５においては実際にはつぎのように加算されていることになる。
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【００２７】
線源３１が１回転すると、Ｔデータ収集メモリ１５においてＦＯＶを横切るすべての直線に関してのＴデータ；Ｔ（ｒ，θ）が収集される。また、Ｔ’ｅデータ収集メモリ１６では、線源３１の１回転が終わったとき、Ｐｋ、Ｐｇを含むすべて検出点に対応するアドレスでエミッション線源によるカウント値が得られていることになる。
【００２８】
Ｔデータ補正装置１７においては、各々のＴ（ｒ，θ）につき、つぎのような操作が行われる。たとえば、Ｔ（ｒｉ，θｊ）について説明すると、Ｔ’ｅデータ収集メモリ１６から直線（ｒｉ，θｊ）が通る検出点Ｐｋ、Ｐｇに対応するアドレスより、上記のＮｅとＭｅとを読み出してきて加算し、スケーリング定数を乗算した上、これをＴ（ｒｉ，θｊ）から減算する。
Ｔ（ｒｉ，θｊ）−β（ｒ）・（Ｎｅ＋Ｍｅ）
＝ｎｔ＋ｍｔ
＝Ｔｔ１（ｒｉ，θｊ）＋Ｔｔ２（ｒｉ，θｊ）
＝Ｔｔ（ｒｉ，θｊ）
となって、被検体３０内のエミッション線源による誤差成分を除いた、トランスミッション線源３１からのガンマ線によるトランスミッションデータＴｔ（ｒｉ，θｊ）のみが得られることになる。つまり、Ｎｅ＋Ｍｅが直線（ｒｉ，θｊ）についてのエミッション線源による誤差成分Ｔ’ｅ（ｒｉ，θｊ）を表していると考えれば、
Ｔ（ｒｉ，θｊ）−β（ｒ）・Ｔ’ｅ（ｒｉ，θｊ）
によりＬＯＲごとに補正したともいえる。このようなＬＯＲごとの補正がすべてのＬＯＲについて行われる。
【００２９】
こうして、Ｔデータ補正装置１７からトランスミッション線源３１からのガンマ線のみによるＴデータが得られるので、これによって吸収補正装置１８において、被検体３０内のエミッション線源による誤差のない正確な吸収補正をＥデータに対して行うことが可能となる。
【００３０】
なお、上記ではＴデータ補正装置１７や吸収補正装置１８等はハードウェア的に表現しているがソフトウェアで実現することも可能である。また、上記のような、多数の検出器１１をリング型に配列し、その各々の検出器１１の位置を検出点とするリング型ＰＥＴ装置以外に、それぞれ大きな検出面を持ち、その検出面の中でガンマ線入射位置を検出するような６個の検出器を六角形に配置したようなＰＥＴ装置などにも、この発明を適用することができることはもちろんである。さらに、上記では、Ｅ、Ｔ両データを収集できるＰＥＴ装置においてＴデータを収集する場合を例として説明しているが、コインシデンス回路を介さないでデータ収集するＴデータ収集専用の構成をＰＥＴ装置に搭載する場合にもこの発明を適用することができる（Ｅデータは通常通りコインシデンス回路を用いて収集する）。また、上記では１つの断層面（検出器リング型配列１０が規定する平面）でのみＴ（およびＴ’ｅ）データを収集することとして説明しているが、ベッドを連続的に移動しながら線源３１およびコリメータ３２を回転させてＴ（およびＴ’ｅ）データを収集（ヘリカルスキャン）し、適切な補間処理を施すことにより多数の断層面でのＴ（およびＴ’ｅ）データを得るようにしてもよい。
【００３１】
【発明の効果】
以上説明したように、この発明の核医学イメージング装置によれば、Ｔデータの収集のためのスキャン中に、Ｔデータとともに被検体内のエミッション線源からのガンマ線による誤差分のみのデータをも得ることができるので、この誤差分のデータによってＴデータを補正し、その補正後のＴデータに基づきＥデータの吸収補正を行うことによって、吸収補正の影響を除いた、定量性の高い核医学イメージを得ることができる。Ｔデータ収集のための１回のスキャンを行うだけで、Ｔデータとそれに混入する誤差分のデータとを同時に得ることができるので、これらを異なるスキャンで得る場合の、両スキャン間での被検体の動きの問題がなくなり、しかも１回のスキャンだけでよいので、全体の検査時間の短縮を図ることができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】この発明の実施の形態を示すブロック図。
【図２】線源３１のある位置でのデータ取得を説明するための説明図。
【図３】同じＬＯＲについてのデータを得る位置に線源３１が位置しているときのデータ取得を説明するための説明図。
【図４】従来例のデータ取得を説明するための説明図。
【符号の説明】
１０            検出器リング型配列
１１            検出器
１２            コインシデンス回路
１３            アドレス変換器
１４            Ｅデータ収集メモリ
１５            Ｔデータ収集メモリ
１６            Ｔ’ｅデータ収集メモリ
１７            Ｔデータ補正装置
１８            吸収補正装置
１９            画像再構成装置
２０            ディスプレイ装置
３１            トランスミッション線源
３２            コリメータ
３３            回転読み取り装置
Ｕ              コリメータで遮蔽されない検出領域
Ｖ              コリメータで遮蔽される検出領域
Ｐｇ，Ｐｋ      検出点
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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