(57)【要約】【課題】本発明は、実際の撮像環境に応じて精度の高い散乱線の補正を可能とする核医学イメージング装置を提供する。【解決手段】  同時計数回路１１により検出されたエミッションデータは、エネルギー弁別手段１２により、標準エネルギーウィンドウ（ＳＥＷ）内にあるＳＥＷデータと、高エネルギーウィンドウ（ＵＥＷ）内にあるＵＥＷデータに弁別される。散乱成分除去手段１３は、ＵＥＷデータから散乱線を除去した後、所定の増幅を行い、推定ＳＥＷデータを得、これをＳＥＷデータから減算した上で、スムージングを施すことにより、ＳＥＷデータについて精度の高い散乱線データを取得する。そして、散乱ｒ線データをＳＥＷデータから減算することで、散乱成分が除去されたＳＥＷデータを得、増幅率記憶手段１４により再構成処理がされて、散乱線の少ない良質なＲＩ分布画像が表示手段１６に表示される。【選択図】          図１
2007218769.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
放射性同位元素（ＲＩ）からなる薬剤が投与された被検体から発生する放射線を検出する検出手段と、
前記検出手段で同時に検出された放射線をエミッションデータとして検知する同時計数手段と、
前記同時計数手段により検知されたエミッションデータについて、ＲＩ分布画像を得るための標準エネルギーウィンドウ（ＳＥＷ）内にあるＳＥＷデータと、前記ＳＥＷの範囲内で設定された基準値以上の高エネルギーウィンドウ（ＵＥＷ）内にあるＵＥＷデータに弁別するエネルギー弁別手段と、
前記ＳＥＷデータと前記ＵＥＷデータとのイベント比である増幅率を記憶する記憶手段と、
前記ＵＥＷデータから散乱成分を除去する散乱成分除去手段１と、
前記散乱成分が除去されたＵＥＷデータを、前記記憶手段に記憶された増幅率で増幅した後、前記ＳＥＷデータから差し引き、スムージング処理を施すことで、前記ＳＥＷデータに含まれる散乱成分を求める散乱成分算出手段と、
前記ＳＥＷデータから、前記散乱成分算出手段で算出された散乱成分を用いて、散乱成分を除去する散乱成分除去手段２と、を備え、
前記散乱成分が除去されたＳＥＷデータに基づいて放射性同位元素の分布画像を得ることを特徴とする核医学イメージング装置。
【請求項２】
放射性同位元素（ＲＩ）からなる薬剤が投与された被検体から発生する放射線を検出する検出手段と、
前記検出手段で同時に検出された放射線をエミッションデータとして検知する同時計数手段と、
前記同時計数手段により検知されたエミッションデータについて、通常のＲＩ分布画像を得るための標準エネルギーウィンドウ（ＳＥＷ）の範囲内で設定された基準値以上の高エネルギーウィンドウ（ＵＥＷ）内にあるＵＥＷデータに弁別するエネルギー弁別手段と、
標準エネルギーウィンドウ（ＳＥＷ）の範囲内にあるＳＥＷデータと前記ＵＥＷデータとのイベント比である増幅率を記憶する記憶手段と、
前記ＵＥＷデータから散乱成分を除去する散乱成分除去手段１と、
前記散乱成分が除去されたＵＥＷデータを、前記記憶手段に記憶された増幅率で増幅する演算手段と、
前記演算手段で処理されたＵＥＷデータに基づいて放射性同位元素の分布画像を得ることを特徴とする核医学イメージング装置。
【請求項３】
前記演算手段は、ＵＥＷデータを増幅した後、スムージング処理を施すことを特徴とする請求項２記載の核医学イメージング装置。
【請求項４】
前記ＳＥＷの範囲内で設定された基準値は、前記放射線の散乱線成分が減少するエネルギー値であることを特徴とする請求項１から請求項３記載の核医学イメージング装置。  
【請求項５】
前記ＳＥＷの範囲内で設定された基準値は、前記放射線のフォトピーク値であることを特徴とする請求項１から請求項３記載の核医学イメージング装置。  
【請求項６】
前記放射線はガンマ線であり、前記ＳＥＷが３００ｋｅｖから４００ｋｅｖ以上、６００ｋｅｖから８００ｋｅｖ以下であり、前記ＳＥＷの範囲内で設定された基準値が５００ｋｅｖから６００ｋｅｖであることを特徴とする請求項１から請求項３記載の核医学イメージング装置。
【請求項７】
前記放射線はガンマ線であり、前記ＳＥＷが３００ｋｅｖから４００ｋｅｖ以上、６００ｋｅｖから８００ｋｅｖ以下であり、前記ＳＥＷの範囲内で設定された基準値が５１１ｋｅｖから６００ｋｅｖであることを特徴とする請求項１から請求項３記載の核医学イメージング装置。
【請求項８】
前記散乱成分除去手段１は、前記ＵＥＷデータに対して、フーリエ変換を行い、低周波フィルター処理をし、さらにこれらを逆フーリエ変換することにより、散乱線を除去することを特徴とする請求項１から請求項７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】
本発明は、核医学イメージング装置に関し、とくにシンチレーションカメラ（ガンマカメラ）やこのカメラ等を用いて構成されるＳＰＥＣＴ（Single Photon Emission Computed Tomograph）装置などの核医学イメージング装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
シンチレーションカメラやＳＰＥＣＴ等の核医学イメージング装置は、放射性の同位元素（例えば15Ｏ、18Ｆ、11Ｃ等）（ＲＩ）を被検者に投与し、特定の臓器等に集積したとき、その体内から体外に放出される放射線を検出してエミッションデータを収集して画像を得るものである。
【０００３】
かかる核医学イメージング装置の中でも、ＰＥＴ(PositronEmission
Tomography)装置は、放射線の検出を被検部の周囲にリング状に配列した多数の検出器から成る検出器列により行い、コンピュータにより通常のＣＴ装置と同様の手法で計算を行って放射線源を面内で特定し、被検部のイメージを作成するものである。また、短い時間内に被検部の３次元像を撮影するために、リング状の検出器列を多数積み重ねた円筒状の検出器積層体を構成するＰＥＴ装置も広く使用されている。
【０００４】
かかるＰＥＴ装置では、体内における放射線同位元素の崩壊により生じた陽電子の電子との対消滅により、１８０°反対方向に放射される２つのガンマ線を、被検部の周囲に配置した多数の検出器にて同時計数することで、エミッションデータの収集がなされる。
【０００５】
しかし、検出されるエミッションデータには、前記した１８０°反対方向に放射する２つのガンマ線である真イベントに基づくものに加え、コンプトン散乱によるガンマ線に基づく散乱イベントに基づくものや、同一の対消滅から発生せず偶発的に同時計数されたガンマ線である偶発イベントに基づくものが存在する。これらの散乱イベントと偶発イベントは、核医学イメージングにおいて、ノイズの原因となる。
【０００６】
このため、ノイズの原因となる散乱イベントに対する補正がなされており、例えば、事前に点線源の散乱線特性を得て、実測投影データとの逆重畳積分により散乱成分を差し引く手法が用いられている。かかる散乱線特性は、図６に示されるように、事前に既知の位置に点線源Ｒを配備し、この点線源Ｒから生じたガンマ線を周囲に配備した検出器２０によって所定期間検知することにより、取得することが可能となる。
【０００７】
即ち、図７は、シンチレータブロック２０ａとフォトマルチプライヤー（ＦＰ−ＰＭＴ）２０ｂからなる検出器２０にガンマ線が入射し、コンプトン散乱が生じる様子を説明するものであり、コンプトン散乱が生じることにより、シンチレータブロック２０ａ内の２ヶ所でガンマ線が検知されたことになる。かかる場合、コンプトン散乱後に検知されるガンマ線は散乱成分となるが、図６に示されるように、点線源Ｒの位置が既知であることから、検知されたデータについて真イベントと散乱イベントか否かの判断が可能となる。
【０００８】
また、上述した手法以外にも、各検出器の波高分布を測定し、光電ピークより散乱ウインドウーの計数値を差し引く方法や、モデルに基づいたシミュレーションから散乱分布を求めて差し引くなどの補正法が存在する（特許文献１、特許文献２）。
【０００９】
【特許文献１】Scattercorrection for three-dimensional PET based on an analytic model dependent onsource and attenuating objectL G Hiltz et al 1994 Phys. Med. Biol. 392059-2071
【特許文献２】Scattermodelling and correction strategies in fully  3-D PETH. ZAIDI*Nuclear Medicine Communications, 2001,22, 1181±1184
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００１０】
従来の核医学イメージング装置において用いられている上述した散乱線の補正方法は、いずれも近似的な手法であって、実際の撮像環境と異なる環境で取得されたデータに基づくため、十分な補正がなしえない。特に、近年は感度向上のためにリング間セプタムを取り除いた３次元ポジトロンエミッションＣＴ装置（３Ｄ−ＰＥＴ）が提案されているが、かかる３Ｄ−ＰＥＴでは、視野外からの散乱成分が多く混入する関係上、上述した従来の方法では視野外からの散乱成分については補正ができないという問題もある。
【００１１】
そこで、本発明は、実際の撮像環境に応じて精度の高い散乱線の補正を可能とする核医学イメージング装置の提供を目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１２】
請求項１記載の核医学イメージング装置は、放射性同位元素（ＲＩ）からなる薬剤が投与された被検体から発生する放射線を検出する検出手段と、前記検出手段で同時に検出された放射線をエミッションデータとして検知する同時計数手段と、前記同時計数手段により検知されたエミッションデータについて、ＲＩ分布画像を得るための標準エネルギーウィンドウ（ＳＥＷ）内にあるＳＥＷデータと、前記ＳＥＷの範囲内で設定された基準値以上の高エネルギーウィンドウ（ＵＥＷ）内にあるＵＥＷデータに弁別するエネルギー弁別手段と、前記ＳＥＷデータと前記ＵＥＷデータとのイベント比である増幅率を記憶する記憶手段と、前記ＵＥＷデータから散乱成分を除去する散乱成分除去手段１と、前記散乱成分が除去されたＵＥＷデータを、前記記憶手段に記憶された増幅率で増幅した後、前記ＳＥＷデータから差し引き、スムージング処理を施すことで、前記ＳＥＷデータに含まれる散乱成分を求める散乱成分算出手段と、前記ＳＥＷデータから、前記散乱成分算出手段で算出された散乱成分を用いて、散乱成分を除去する散乱成分除去手段２と、を備え、前記散乱成分が除去されたＳＥＷデータに基づいて放射性同位元素の分布画像を得ることを特徴とする。
【００１３】
請求項２記載の核医学イメージング装置は、放射性同位元素（ＲＩ）からなる薬剤が投与された被検体から発生する放射線を検出する検出手段と、前記検出手段で同時に検出された放射線をエミッションデータとして検知する同時計数手段と、前記同時計数手段により検知されたエミッションデータについて、通常のＲＩ分布画像を得るための標準エネルギーウィンドウ（ＳＥＷ）の範囲内で設定された基準値以上の高エネルギーウィンドウ（ＵＥＷ）内にあるＵＥＷデータに弁別するエネルギー弁別手段と、標準エネルギーウィンドウ（ＳＥＷ）の範囲内にあるＳＥＷデータと前記ＵＥＷデータとのイベント比である増幅率を記憶する記憶手段と、前記ＵＥＷデータから散乱成分を除去する散乱成分除去手段１と、前記散乱成分が除去されたＵＥＷデータを、前記記憶手段に記憶された増幅率で増幅する演算手段と、前記演算手段で処理されたＵＥＷデータに基づいて放射性同位元素の分布画像を得ることを特徴とする。
【００１４】
請求項３記載の核医学イメージング装置は、請求項２における演算手段が、ＵＥＷデータを増幅した後、スムージング処理を施すことを特徴とする。
【００１５】
請求項４記載の核医学イメージング装置は、請求項１から請求項３において、前記ＳＥＷの範囲内で設定された基準値が、前記放射線の散乱線成分が減少するエネルギー値であることを特徴とする。  
【００１６】
請求項５記載の核医学イメージング装置は、請求項１から請求項３において、前記ＳＥＷの範囲内で設定された基準値が、前記放射線のフォトピーク値であることを特徴とする。  
【００１７】
請求項６記載の核医学イメージング装置は、請求項１から請求項３において、前記放射線はガンマ線であり、前記ＳＥＷが３００ｋｅｖから４００ｋｅｖ以上、６００ｋｅｖから８００ｋｅｖ以下であり、前記ＳＥＷの範囲内で設定された基準値が５００ｋｅｖから６００ｋｅｖであることを特徴とする。
【００１８】
請求項７記載の核医学イメージング装置は、請求項１から請求項３において、前記放射線はガンマ線であり、前記ＳＥＷが３００ｋｅｖから４００ｋｅｖ以上、６００ｋｅｖから８００ｋｅｖ以下であり、前記ＵＥＷの基準値が５１１ｋｅｖから６００ｋｅｖであることを特徴とする。
【００１９】
請求項８記載の核医学イメージング装置は、請求項１から請求項７において、前記散乱成分除去手段１は、前記ＵＥＷデータに対して、フーリエ変換を行い、低周波フィルター処理をし、さらにこれらを逆フーリエ変換することにより、散乱線を除去することを特徴とする。
【発明の効果】
【００２０】
請求項１の発明は、同時計数により検出したエミッションデータについて、散乱線が少ない高エネルギーウィンドウ（ＵＥＷ）内にあるＵＥＷデータから散乱線を除去したので、通常より高い精度で散乱線を除去することが可能となる。このため、散乱線を除去したＵＥＷデータを増幅して、ＳＥＷデータを推定し、これをＳＥＷデータから減算した上で、スムージングを施せば、ＳＥＷデータについて精度の高い散乱線データを取得することができる。かかる散乱線データをＳＥＷデータから減算すれば、実際の撮影データに含まれる散乱線情報を用いた補正が可能となるため、実際の撮像環境に応じ散乱線が精度よく除去されたＳＥＷデータを得ることが可能となり、核医学イメージング装置において、散乱線の少ない良質なＲＩ分布画像が得られる。
【００２１】
請求項２の発明は、高い精度で散乱線を除去したＵＥＷデータを増幅して、ＳＥＷデータを推定できるため、散乱線が除去された比較的精度の高いＳＥＷデータからＲＩ分布画像が簡易に得られる。
【００２２】
請求項３の発明は、ＵＥＷデータを増幅した後、ＳＥＷデータを推定するに際して、スムージング処理を施すため、よりノイズの少ないＳＥＷデータを得ることが可能となる。
【００２３】
請求項４の発明は、ＳＥＷの範囲内で設定される基準値を、放射線の散乱線成分が減少するエネルギー値としたため、微小な散乱線のみが混入したＵＥＷデータを得ることができ、これに散乱線除去処理を施すことで、より高い精度で散乱線が除去されたＵＥＷデータが得られる。  
【００２４】
請求項５の発明は、ＳＥＷの範囲内で設定される基準値を、放射線のフォトピーク値としたため、微小な散乱線のみが混入したＵＥＷデータを得ることができ、これに散乱線除去処理を施すことで、より高い精度で散乱線が除去されたＵＥＷデータが得られる。    
【００２５】
請求項６の発明は、請求項１から請求項３において、放射線はガンマ線であり、ＳＥＷが３００ｋｅｖから４００ｋｅｖ以上、６００ｋｅｖから８００ｋｅｖ以下であり、ＳＥＷの範囲内で設定される基準値を、ガンマ線のフォトピーク値である５１２ｋｅｖ付近である５００ｋｅｖから６００ｋｅｖとしたため、微小な散乱線のみが混入したＵＥＷデータを得ることができる。そして、これに散乱線除去処理を施すことで、より高い精度で散乱線が除去されたＵＥＷデータが得られる。
【００２６】
請求項７の発明は、請求項１から請求項３において、前記放射線はガンマ線であり、ＳＥＷが３００ｋｅｖから４００ｋｅｖ以上、６００ｋｅｖから８００ｋｅｖ以下であり、ＳＥＷの範囲内で設定される基準値を、ガンマ線のフォトピーク値である５１２ｋｅｖ付近により近い、５１１ｋｅｖから６００ｋｅｖとしたため、より微小な散乱線のみが混入したＵＥＷデータを得ることができる。
【００２７】
請求項８の発明は、請求項１から請求項７において、前記散乱成分除去手段１が、前記ＵＥＷデータに対して、フーリエ変換を行い、低周波フィルター処理をし、さらにこれらを逆フーリエ変換するため、散乱線をより効率よく除去することが可能となる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２８】
本発明の実施形態にかかる核医学イメージング装置について、ＰＥＴ装置を例に説明する。図１は、本実施形態のＰＥＴ装置の検出部分とデータ処理部分を示す概略である。図１において、検出部２０は、被検体３０の周囲に多数配設されており、図２に示されるように、６４個の結晶からなるシンチレータブロック２０ａと、これに接続されたと４つのフォトマルチプライヤー２０ｂからなる。放射性の同位元素（例えば15Ｏ、18Ｆ、11Ｃ等）を投入された被検体３０から放出されるガンマ線は、このシンチレータブロック２０ａのいずれかの結晶に入射し、ガンマ線が入射して発光した光の位置がフォトマルチプライヤー２０ｂにより検知されることで、ガンマ線の入射位置がイベントとして検知される。
【００２９】
図１において、被検体３０から放出されたガンマ線は、周囲に配置された検出器２０により検出されるが、同時計数回路１１は、互いに対向関係にある検出器において、同時或いは所定のタイムウインドウ内に検知されたガンマ線のみ真イベントとみなして適正なデータとして取得し、不図示の記憶手段に記憶する。
【００３０】
エネルギー弁別手段１２は、取得されたエミッションデータを、通常の放射線同位元素の分布画像（以下「ＲＩ分布画像」という。）を得るための標準エネルギーウィンドウ（ＳＥＷ）内にあるＳＥＷデータと、前記ＳＥＷの範囲内で設定された基準値以上の高エネルギーウィンドウ（ＵＥＷ）内にあるＵＥＷデータとに弁別する。
【００３１】
エネルギー弁別手段１２自体は周知の構成であり、例えば、事前に検出器出力とエネルギーの関係を記憶などしておくことにより、これとの対比で、検知されたエミッションデータを弁別するよう構成されている。
【００３２】
図３は、同時計数により取得されたエミッションデータについて、横軸を同時計数されたガンマ線のエネルギー、縦軸をイベント数とした分布図の例を示しており、標準エネルギーウィンドウ（ＳＥＷ）は、下限値Ｓfromが３００ｋｅｖから４００ｋｅｖ、上限値Ｓｔｏが６００ｋｅｖから８００ｋｅｖに設定される。また、高エネルギーウィンドウ（ＵＥＷ）は、下限値Ｕfromが５１２Ｋｅｖ近傍に、上限値が標準エネルギーウィンドウ（ＳＥＷ）の上限値Ｓtoに設定される。なお、放出されるガンマ線のエネルギーは、おおよそ図３の分布を示すことになる。
【００３３】
また、ＵＥＷの下限値Ｕfromは、ガンマ線のフォトピーク値である５１２ｋｅｖ付近より大きい値、例えば、５００Ｋｅｖや５１１Ｋｅｖ、或いは６００ｋｅｖなど、ガンマ線の散乱成分がある程度少なくなるエネルギー値を適宜選択すればよい。これは、ガンマ線がコンプトン散乱を起こす場合、散乱後のガンマ線のエネルギーが減少することから、ガンマ線のフォトピーク値である５１２ｋｅｖ付近より多きいエネルギーであれば、散乱線がより減少するためである。なお、フォトピーク値とは、放出される放射線のイベント数がピークとなるエネルギー値をいう。
【００３４】
エネルギー弁別手段１２で弁別されたＳＥＷデータとＵＥＷデータは、エネルギー弁別手段１２のＳＥＷ用メモリ１２ａとＵＥＷ用メモリ１２ｂに記憶される。図４は、同時計数した検出器対の１つについて、横軸を一方の検出器で検知されたガンマ線のエネルギー、縦軸を他方の検出器で検知されたガンマ線のエネルギーとした場合に、ＳＥＷデータとして弁別されるガンマ線と、ＵＥＷデータとして弁別されるガンマ線との関係を示している。図４に示されるように、ＵＥＷデータとして弁別されるのは、同時計数された両ガンマ線が共に高エネルギーウィンドウ（ＵＥＷ）の下限値Ｕfromを超えている場合である。
【００３５】
散乱成分除去手段１３は、ＵＥＷデータを用いて、ＳＥＷデータから散乱線に基づく散乱成分の除去を行う。具体的な処理の内容を、図５に基づいて説明する。
【００３６】
図５は、予め放射線同位元素を内部に注入した試験用のファントムを図１に示すＰＥＴ装置にて撮影し、所定の検出器例で同時計数された当該ファントムのエミッションデータの一プロファイルを示している。図５の左列には、同時計数回路１１により同時計数し、エネルギー弁別手段１２によりエネルギー弁別を行った当該一プロファイルのＵＥＷデータとＳＥＷデータが元データとして示されている。
【００３７】
まず、散乱成分除去手段１３は、ＵＥＷデータに含まれる散乱成分の除去を簡易的補正法の一種であるDeconvolution法により行う。具体的には、ＵＥＷデータに対して、フーリエ変換を行い、低周波数フィルターにより、高周波成分を除去し、次にこれを逆フーリエ変換して散乱成分を求める（Ｐ１）。そして、求めた散乱成分を原ＵＥＷデータから減算することにより、散乱成分が除去された真のＵＥＷデータを得る（Ｐ２）。
【００３８】
次に、散乱成分除去手段１３は、ＳＥＷデータとＵＥＷデータのイベント数の比である増幅率ｆを増幅率記憶手段１４から読み込み、真のＵＥＷデータを増幅率ｆで増幅する（Ｐ３）。ここで、増幅率ｆは、事前にＳＥＷデータとＵＥＷデータのイベント数の比として求め、増幅率記憶手段１４に記憶されている。増幅率ｆは、例えば、図１の被検体３０に換えて、図６に示すように、放射性同位元素の点線源Ｒを配置して、検出器２０により所定時間放出されるガンマ線を検出し、同時計数回路１１により同時計数されたエミッションデータから、エネルギー弁別手段１２によりＳＥＷデータとＵＥＷデータを得て、さらに、これらのイベント数比を計測することで容易に求めることができる。
【００３９】
このように、増幅率ｆは、事前に取得したＳＥＷデータとＵＥＷデータとのイベント数比に基づいて取得したものであるが、実際の撮影に際しても、得られるＳＥＷデータとＵＥＷデータとの比は、ほぼ同じ値になると考えられることから、ここで、算出した増幅データｆ×ＵＥＷデータは、散乱線が除去されたＳＥＷデータの推定データと考えることができる。ただし、ここでの推定ＳＥＷデータは、イベント数の少ないＵＥＷデータを増幅することになるため、ノイズを含む可能性がある。
【００４０】
かかるノイズの問題も解消するためには、さらに、ＳＥＷデータについて真の散乱線成分を求め、これをＳＥＷデータから減算すればよい。すなわち、まず、ＳＥＷデータからＰ３で求めた増幅データｆ×ＵＥＷデータを減算することでＳＥＷデータに含まれる散乱成分を求める（Ｐ４）。この段階で、ＳＥＷデータの散乱成分は、増幅処理によるノイズを含むことから、高周波成分を除去するスムージング処理を行う（Ｐ５）。これにより、ＳＥＷデータに含まれる散乱線による正確な散乱成分が得られるため、これをＳＥＷデータから減算することにより、散乱成分が除去された精度の高いＳＥＷデータが得られる（Ｐ６）。
【００４１】
図１において、画像再構成手段１５は、ＲＩ分布画像を得るために既知の再構成処理を行う。具体的には、散乱成分除去手段１３により散乱成分が除去されたＳＥＷデータに対して、コンボルーション、バックプロジェクションの処理を施してＲＩ分布画像を得る。得られたＲＩ分布画像は、ＣＲＴなどの表示手段１６に表示される。
【００４２】
なお、図５においてＰ３の段階で得られた推定ＳＥＷデータに対して、画像再構成手段１５により画像再構成を行い、ＲＩ分布画像を得れば、多少ノイズ成分が存在するものの、簡易な処理で、散乱線の除去されたＳＥＷデータに基づくがＲＩ分布画像を得ることが可能となる。また、Ｐ３の段階で得られた推定ＳＥＷデータに対して、スムージング処理を施した上で、画像再構成を行えば、よりノイズの少ないＲＩ分布画像が得られる。
【００４３】
以上の実施形態では、本発明をＰＥＴ装置に適用した場合を述べたが、ガンマカメラ装置など、被検体から放出されるガンマ線を検知して、ＲＩ分布画像を取得する核医学イメージング装置全般に本発明が適用されることはいうまでもない。また、被検体から放出される放射線としてガンマ線を示したが、他の放射線であっても本発明が適用できることはいうまでもない。
【産業上の利用可能性】
【００４４】
シンチレーションカメラ（ガンマカメラ）やこのカメラ等を用いて構成されるＳＰＥＣＴ（Single
Photon Emission Computed Tomograph）装置などの核医学イメージング装置に本発明が利用可能である。
【図面の簡単な説明】
【００４５】
【図１】本発明にかかる核医学イメージング装置の一形態であるＰＥＴ装置を示す概略図である。
【図２】核医学イメージング装置に用いるガンマ線の検出器を示す図である。
【図３】エミッションデータのエネルギー分布図を示す図である。
【図４】エミッションデータのエネルギーに対するイベントの分布図を示す図である。
【図５】本発明の散乱線除去処理を説明するためのフロー図である。
【図６】点線源放出されるガンマ線が検出器で検出される様子を示す図である。
【図７】ガンマ線のコンプトン散乱を説明するための図である。
【符号の説明】
【００４６】
１１
同時計数回路
１２
エネルギー弁別手段
１３
散乱線除去手段
１４
増幅率記憶手段
１５
画像再構成手段
１６
表示手段
２０
ガンマ線検出器
【図１】
2007218769.tif 000003
【図２】
2007218769.tif 000004
【図４】
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【図６】
2007218769.tif 000006
【図７】
2007218769.tif 000007
【図３】
2007218769.tif 000008
【図５】
2007218769.tif 000009