JP2919963B2 - 透過トモグラフィによる減衰量を測定するのに用いられるシンチレーション装置 - Google Patents

透過トモグラフィによる減衰量を測定するのに用いられるシンチレーション装置

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Description

【発明の詳細な説明】 本発明は透過トモグラフィ（tomographie de transmi
ssion）による減衰量を測定するのに用いられるシンチ
レーション装置、特に、医療分野でガンマー線カメラと
組合わせて用いられるシンチレーション装置に関するも
のである。本発明のシンチレーション装置を用いると、
ガンマー線カメラを用いた放射線トモグラフィ検査で得
られる内部構造をより正確に知ることができる。
ガンマー線カメラを用いた放射線トモグラフィの検査
では被検体に放射性マーカを注射する。医療分野ではマ
ーカとして例えばテクネチウムの希釈液を患者の身体に
注射する。この放射性マーカは患者の体内を循環して、
測定可能な放射線現象を生じさせる。この放射線現象は
主としてγ線の放射である。
この放射線現象を測定するために平らなシンチレータ
結晶を備えたガンマー線カメラまたはシンチレーション
カメラが使用される。ガンマー線カメラはシンチレータ
結晶を取付けた検出器を支持する支持体と、制御・処理
パネルとを有している。検出器は検出されたシンチレー
ションに対応した電気信号を出す光電子増倍管を有して
いる。シンチレータは光電効果によってγ線放射を吸収
し、検出器の光電子増倍管アレーの下流側に検出光のシ
ンチレーションを出す。各光電子増倍管は計算手段と組
み合わされている。この計算手段を用いることによっ
て、シンチレータ内でγ線放射が当たった場所の座標を
求めることができる。
身体内での放射線の放出は無指向性であるので、放射
線の放出場所を決めるためには、選択した方向にのみ放
射線を通過させるコリメータを身体とシンチレータとの
間に配置する必要がある。
この検査では投影画像を形成することができる。放射
性現象が起きている間（約30分の検査期間中）に、ガン
マー線カメラを患者の身体の周りを回転することによっ
て、互いに平行な複数の投影像を得ることができる。こ
れらの投影像から公知のトモグラフィ法によって断層画
像を再構築することができる。コリメータはその面に対
して直角な１つの方向にのみ放射線を通過させるので、
各投影像は互いに平行になる。
しかし、上記の画像形成法には１つの欠点がある。す
なわち、身体の内部構造から放出されたγ線は、シンチ
レータを励起させる前に身体の他の部分を通過する間に
減衰されるため、収集されるデータが不正確になり、精
度が低下するという欠点がある。
減衰量を実際に測定しないで上記問題を解決しようと
す提案が種々提案されているが、これらの解決策は有効
でないということが分かっている。今日では、透過トモ
グラフィによる減衰量を実際に測定することが上記問題
を解決する唯一の方法であると考えられている。
この減衰量を、例えばＸ線を用いた最新式のトモデン
シメータによってトモデンシ濃度（mesures de tomoden
sitometries）を測定して測定することが提案されてい
る。
しかし、この方法には２つの欠点がある。第１の欠点
は患者を１つの装置から他の機械へ移動しなければなら
ないことである。すなわち、患者が第２の装置内で第１
の装置の時の同じ姿勢をとるか否かは確かではないの
で、両方の測定値を比較するのが難しい。第２の欠点は
正確性にある。すなわち、測定された減衰係数は吸収さ
れた放射線エネルギーに依存するが、この方法では各装
置で使用される放射線エネルギーが異なり、トモデンシ
メータではＸ線が使用され、シンチレーション装置では
γ線が使用される。
また、コリメータを備えた回転式のガンマー線カメラ
と、外部の大型の平らな放射線源（平面射線源）を用い
た透過トモグラフィによって減衰量を測定する方法が提
案されている。この方法はある程度の成功を収めてい
る。
しかし、この方法は実際に使用する上でいくつかの重
大な制限がある。すなわち、追加データを収集する時間
（透過による減衰量を測定するための時間）が長く、実
際には約30分間必要になる。さらに、平面射線源は、各
放射線から均一に放射をさせる必要があるためその製造
が難しく、重量が大きくなるためその取り扱いが難し
い。しかも、平面射線源は患者に余分な照射を絶えず放
射させることになる。この方法は例えばマルコ達（Malk
o J.A.et.al）の論文「反復補正アルゴリズムと外部フ
ラッドソースを用いたSPECT肝臓画像化（SPECT Liver I
maging using an Iterative Correction Algorithm and
an External Flood Source）」〔ジャーナル オブ
ニュークリアメディシン（Journal of Nuclear Medicin
e）第27号、第701〜705頁、1986年〕に記載されてい
る。
γ線の点源とコリメータ無しのガンマー線カメラとを
組み合わせる別の方法も提案されている。この方法は、
デコニンク達（Deconinck F.et al）の「ガンマー線カ
メラを用いたコンピュータ化透過デンシトグラフィ／ト
モグラフィ（Computerized Transmission Densitiograp
hy and Tomography with a Gamma Camera）」〔INSERN
会議、INSERM、1979年、第88号、第245〜256頁〕に記載
されている。この方法では点源がガンマー線カメラから
2m離れた水平面内に配置される。患者を点源とガンマー
線カメラとの間に配置した回転椅子にセットし、この回
転椅子を鉛直軸線を中心として回転する。2mの距離は点
源から放出された放射線が照射される身体部分に対して
平行な放射線となるとみなすことのできる最少距離であ
る。椅子を回転させることによって各種のデータを収集
することができる。
しかし、この方法には２つの欠点がある。先ず、放射
線の点源を配置する位置が遠いため、重いガンマー線カ
メラと点源との組立体を患者の身体の周りを回転させた
時に、患者の身体に振動を与えずに対応関係が維持でき
るだけの剛体構造が必要になる。さらに、この方法を実
施するためには規格を外れた容積の医療検査室が必要に
なる。また、この方法では患者をカメラに対して移動し
なければならないが、患者によってはそれが不可能な場
合もある。特に、患者が体力的に弱く、鉛直に座る姿勢
をとることが不可能な場合には、この方法は使えない。
さらに、時間の経過とともに患者が前かがみになると、
得られた断面像が互いに重なって、断面像の再構成に誤
りが生じる点も考慮する必要がある。
一方、患者の周囲で操作できる構造とするために放射
線の点源をガンマー線カメラに接近させると、放射線の
平行性が失われるため、収集した減衰画像の再構成に公
知のアルゴリズムが使用できなくなるという欠点があ
る。
本発明の目的は放射線の点源をガンマー線カメラに接
近させて配置した時の上記問題点を解決することにあ
る。本発明では実際には1m以下、好ましい実施例では70
cmに接近させることができる。
本発明では、接近させたことによって生じる円錐形幾
何形状の問題を解決するために、検出した円錐形投影画
像の組みを平行投影画像の組みに再配列（rearrangemen
t）するウエイト（重り）付けし且つ放射線源の強度を
対数標準化（log normalisation）する。本発明では点
源を接近させて配置することができるので効率がさらに
大きくなる。この場合、コリメータは使用しないのでガ
ンマー線カメラの感度はコリメータを使用した場合の30
0〜500倍になる。また、本発明の条件下では透過減衰量
を測定する時間を約１分に短縮することができる。すな
わち、各投影画像当たり約１秒で64の投影画像を約１分
で得ることができる。
本発明では、透過トモグラフィ（例えば身体内のマー
カの存在場所を検出するためのトモグラフィ）で使用さ
れる装置と同じ標準的な装置を用いることができる。本
発明では標準的な装置を使用するが、コリメータを除去
し、その代わりに、同じ重量の鉛のフレームを使用する
（必要な場合には、γ線に対して透過性のあるプラスチ
ックシートをこのフレームに被せることもできる）。従
って、通常の標準的なガンマー線カメラの均衡を保持す
ることができる。丸いガンマー線カメラの場合には、フ
レームも丸くし、長方形のガンマー線カメラの場合に
は、フレームも長方形にする。鉛または鉛ライニンクし
たフレームは検出領域を有効区域まで減少させ且つガン
マー線カメラのカウント率を効率化するために視野を絞
る役目をする。
本発明装置を用いることによって、コリメータを用い
ない場合に得られる検出器本来の解像度に相当する高い
解像度が得られる。この高解像度はγ線源を接近させて
円錐形の幾何形状を多くしたことにもよる。すなわち、
３次元円錐形の幾何形状にしたにもかかわらず、より良
い結果が得られる。
また、取扱が容易で、危険がなく、従来技術の問題が
ない点源を用いて放射線源を製造することができるとい
う利点もある。すなわち、これらの要件を満足する放射
線源は液体の放射線源のみである。しかし、放射線源は
移動されて、ガンマー線カメラの下側または上側に来た
り、上下が逆になる場合にあるので、液体の放射線源を
用いる場合には、移動時の気泡の位置を管理する必要が
ある。本発明では点源を注入器を用いて作ることができ
る。すなわち、注入器に液体の放射線源を充填した後
に、部分的に空間を作り、その一端を壜の中に挿入して
気泡を壜の中へ追い出す。こうして作った注入器の内部
には気泡がない。なお、この放射線源は、注入器の方向
とは無関係に（上方または下方を向いていても）、重心
位置が注入器に対して固定されている。
本発明の対象は、検出器にコリメータを取付けない状
態で検出器を点源が配置された側とは反対側の身体の片
側に配置し、点源と検出器とによって構成された組立体
に対して身体を相対回転移動させる、ガンマー線カメラ
の検出器に対向した状態で保持された放射線の点源から
放射されたγ線が検査すべき身体を透過した場合の減衰
量を測定するのに用いられるシンチレーション装置にお
いて、ガンマー線カメラを可動構造体に取付け、この可
動構造体は鉛直平面内で支持ベッド上に水平に寝かせた
被検体の周りでガンマー線カメラを回転させることがで
き、γ線の点源もこの可動構造体（13）に支持させ、さ
らに、点源と検出器との距離の関数および検出器の平面
性の関数として測定された減衰量にウエイトを付ける手
段を有していることを特徴としたシンチレーション装置
にある。
本発明は、添付図面を参照した以下の実施例の説明か
らより明らかになろう。しかし、本発明が以下の実施例
に限定されるものではない。
図１は本発明によるガンマー線カメラの概念図であ
る。
図２は本発明による放射線源の１実施態様の図であ
る。
図３は身体の投影区域より小さい区域にガンマー線カ
メラの視界を制限するための絞りの図である。
図４は本発明で行うウエイト付けの概念を説明するた
めの断面概念図である。
図１は本発明のシンチレーション装置を示している。
このシンチレーション装置は基本的にシンチレータ（図
示せず）を備えたガンマー線カメラ１と、検出器Ｄの光
電子増倍管アレー21と、ガンマー線カメラ１によって得
られた放射線画像の処理装置２と、ディスプレイ装置３
とで構成されている。ガンマー線カメラの検出器Ｄは、
患者支持ベッド４上に寝かせた患者（図示せず）の周り
を回転できるように、アーム構造８を介して支持スタン
ド５に支持されている。アーム構造８は矢印６で示す方
向に水平軸線７を中心として回転することができ、従っ
て、ガンマー線カメラ１の検出器Ｄも水平軸線７を中心
として鉛直平面内で回転することができる。アーム構造
８にはガンマー線カメラ１の検出器Ｄが固定され、モー
タ（図示せず）によって水平軸線７を中心として回転駆
動される。
患者支持ベッド４および支持スタンド５は対向した状
態で各支柱９、10に支持されている。これらの支柱９、
10は患者の身体を検出器の前へ移動させるために相対移
動させることができる。
本発明のシンチレーション装置は点源とみなすことが
できる放射線源11をさらに備えている。この放射線源11
は、それから全空間に放射される放射線から操作者を保
護するための保護ケース12の内部に配置されている。例
えば、保護ケース12の壁は鉛で作られており、ガンマー
線カメラ１の検出器と対向した方の保護ケース12の壁に
は放射線源11から放射された放射線を取出すオリフィス
が形成されている。この放射線源11は図２に示してあ
る。保護ケース12の上記オリフィスとは反対側の壁は、
内部に放射線源を導入するための密閉可能な開口部にな
っている。
保護ケース12は横断アーム（bras potence）13によっ
てガンマー線カメラ１と一体化されている。横断アーム
13は検出器Ｄに固定された一対のスライド部品14、15中
に嵌め込まれた状態で検出器Ｄに対して固定されてい
る。横断アーム13は検出器Ｄの平面に対してほぼ垂直に
延びている。横断アーム13は伸縮自在な前方アーム16を
有している。この前方アーム16は横断アーム13の基台50
の内部に挿入できるようになっている。前方アーム16を
先端部はピボット51になっている。このピボット51には
伸縮自在なスウィング棒52が回転自在な状態でピボット
の軸線に対して直角に取付けられている。スウィング棒
52のピボット51とは反対側の端部には保護ケース12を摺
動自在に収容するリング53が取付けられている。横断ア
ーム13とスウィング棒52は伸縮自在で且つピボット51を
中心として回転でき、保護ケース12は摺動自在になって
いるので、放射線源11は検出器Ｄに対して空間内の任意
の位置に位置決めすることができる。
検出器Ｄは例えば鉛で作られたフレーム17によって取
付けられている。このフレーム17の寸法はガンマー線カ
メラを一時的に取り外した時のコリメータ18の外側寸法
と同じにするのが好ましい。また、フレーム17はコリメ
ータ18と同じ形にして、コリメータ18が円形の場合には
フレーム17も円形にし、コリメータ18が長方形の場合に
はフレーム17も長方形にするのが好ましい。また、フレ
ーム17には例えばネジのような固定手段を設けて、コリ
メータ18の固定装置20をガンマー線カメラ１上に固定す
る場合と正確に同じ位置に且つ正確に同じ状態で固定で
きるようにする。フレーム17はガンマー線カメラ１の検
出器の光増倍管アレー21の周辺部に取付ける。なお、光
増倍管は実際には見えない（シンチレータの後ろにあ
る）ので、図では記号で示してある。光増倍管アレー21
は円形でも六角形でも長方形でもよく、光増倍管自体も
円形、六角形または長方形の断面を有することができ
る。
従って、フレーム17の内部はγ放射線が通過できるよ
うに中空になっている。フレーム17の内部がダストで汚
染されるのを防止し、フレーム17の取扱いを簡単にする
ために、透明なプラスチック板をフレーム17に取付ける
こともできる。標準的な機械にするために、フレーム17
の重量をそれと交換されるコリメータ18の重量と可能な
限り同じにして、軸線７を中心としたガンマー線カメラ
１の回転運動に支障がでないようにするのが好ましい。
横断アーム13はスライド部品14、15に嵌め込まれてい
るので、横断アーム13を外すことによって、ガンマー線
カメラを標準的な装置として使用することができる。従
って、本発明装置は汎用性が高い。
図２は、例えばガラスまたはプラスチック製の注入器
を示している。この注入器は本体23と、ピストン24とを
有し、本体23にはオリフィス25を有し、図示した実施例
では、オリフィス25がネジを備える突起26となって外へ
延びている。この突起26は壜28の内部まで延びた中空ロ
ッド27の対応部分と螺合できるようになっている。壜28
は鉛で作られているのが好ましいが、不透明の壜にする
こともできる。中空ロッド27は栓29によって壜28に保持
される。壜の中には放射性物質の希釈液30、好ましくは
患者に注入されるものと同じ放射性物質の希釈液30を収
容する。この放射性物質の希釈液30は液体の毛管現象で
壜から注入器に運搬される点を考慮して、中空ロッド27
およびオリフィス25の直径は、壜28内の液体30の流出に
逆らうように選択する。
充填は以下のようにして行う。壜28は通常は底部31を
下にして配置されており、注入器22は中空ロッド27に螺
合されている。ピストン24を引き出すと注入器22が充填
される。充填が終わったら、壜28/注入器22の組立体全
体を上下逆にして、壜28を注入器22の上側にする。これ
をによって注入器22の内部残っていた気泡32はオリフィ
ス25の近くに来るので、ピストン24を押すと先ず最初に
気泡が外に出される。ピストン24を本体23に対して予め
決められた位置33まで押すと、注入器22内の液体30の量
は常に一定になり、また、気泡も無くなく。次に、放射
線源の放射線量を線量計で測定し、注入器内の液体の容
量を調節する。所望の放射能が得られるまで、この操作
を繰り返す。
本発明では患者はなおベッド４上に横たわっており、
ガンマー線カメラ１が患者の周囲を回転するので、放射
線源11は患者の上方または下方の鉛直位置に来ることが
あり、従って、上記の操作を行わなわないと、気泡32が
注入器中の放射性液体の重心、従って放射線の焦点位置
に来る危険性があるので、上記操作は重要である。
図３は固定装置19と、シャッタ式のダイヤフラム34と
を備えたフレーム17とを示している。図示した例ではダ
イヤフラム34が２組のシャッタ35、36を有し、これらの
シャッタ35、36によって放射線源11からの放射線を受け
るガンマー線カメラの視界を小さくすることができる。
従って、画像を採る必要がない部分のガンマー線カメラ
の検出器が放射線源11から直接来る極めて過剰なエネル
ギー量で飽和されないようにすることができる。例えば
患者の頭部をガンマー線カメラの前に配置する場合には
ガンマー線カメラの全視野がマスクされないので、非マ
スク部分は直接放射線で照射される。本発明の好ましい
方法では、シャッタが非対称に作動するようになってい
る。すなわち、シャッタを少なくとも１つの方向、例え
ば36の方向（図１と図３）に設けて、検出器の面の中心
よりもむしろその端部に開口が残るようになっている。
検出時には、例えば、検出器Ｄの支持スタンド５から遠
い方の横方向部分のシャッターが明け、支持ベッド４を
矢印60の方向へ移動させて、患者の頭部のみをガンマー
線カメラの検出器Ｄの下側へ位置させる。検出器Ｄの残
りの部分は頭部に対して片持ち状態にあるので、伸縮自
在なアーム構造８を脚部61の中へ戻して、検出器を患者
の頭部にできるだけ接近させる。実際には、患者の鼻か
ら数センチメートルの位置まで接近させる。この場合に
は、当然ながら、検出器は患者の腹部の囲りにある場合
に比べて頭部により近接する。従って、支持ベッド４の
幅は患者の胴体が横たわる位置よりも患者の頭部が横た
わる位置62の所が狭くなっている。その結果、検出器を
患者の身体により近接させることができるので、解像度
が向上する。
コリメータを取付けていない時はガンマー線カメラの
感度が高いので、エネルギー窓を狭くし、検出光子を選
択するとができ、それによってガンマー線カメラの均質
性を損なわずに散乱作用を小さくすることができる。す
なわち、散乱光子のエネルギーがより低くなる。コリメ
ータを取付けていない時に検出された散乱光子は、検出
器内での向きと進行経路が完全にランダム且つ無秩序で
あるため、検出結果を誤らせる。本発明では、多数の光
子があるので、所定の光子を選別して放射線源から出さ
れたエネルギーに正確に対応する狭い範囲（狭い方位）
の光子のみを考察することができる。そのためには調節
ボタン37を用いて処理手段２の検出範囲をプログラムす
る。本発明では、検出範囲は被検出エネルギーの規格値
の少なくとも10％、実際には約５％に減少させる。これ
に対して従来の放射線検出法での検出範囲は被検出エネ
ルギーの規格値の約20％であった点に注目されたい。
データ収集が円錐形の幾何形状をしていることから問
題となるウエイト（重み）付け補正は検出器の平面性で
ある。このウエイト付け補正は以下のようにして行う。
図４は放射線源11からの距離SDの点に配置された中心が
Ｄ′の検出器Ｄの断面図である。検出器は放射線源11を
一定角度Θで見る。検出器の右側端部70に達する光線は
所定のデータ収集方向に対してOXOY座標の軸線OYと角度
Φを成す。このOXOY座標はガンマー線カメラの回転中心
を通る。回転中心は軸線７上にある。角度Φが投影方向
を特徴付ける。検出器Ｄ上のサンプル部分δΘの投影が
この検出器に占める面積は、照射の平均方向に対する検
出位置からの距離に依存する。本発明では、検出器の各
位置で各表面積が占めることによって生じる減衰量を考
慮した係数を用いて検出器の各位置でウエイト付けして
測定値を補正する。この係数の逆数は、平均方向SOの隣
りの部分S1の投影に対しては以下で表される： a1＝SD tanδΘ その次の部分に対しては以下で表される： a2＝SD（tan2δΘ−tanδΘ） さらに遠い部分に対応する部分に対しては以下で表さ
れる： ai＝SD（tan i δΘ−tan（ｉ−１）δΘ） 測定値をこれらの係数の関数として補正する。放射線
源の接近を検出器の平面性と組み合わせることは公知の
再構成アルゴリズムでは反対されていたが、この方法に
よって公知の再構成アルゴリズムを使用することが可能
になる。実際に、放射線源が遠い場合には適用できない
が、従来の再構成アルゴリズ（特殊な展開がない）を使
用でき、放射線源を接近させることができ、装置を好ま
しく使うことができる。
ウエイト付け補正は１つの方向35と他の方向36に沿っ
て測定した平均方向に対する離間距離を考慮して行うと
いう点に注意されたい。透過時の減衰係数の再構成での
「湾曲（cuvette）」作用を排除するには１つの方向の
みに沿って離間距離を測定するだけで補正は十分であ
る。
検出測定値と補正値とを基に減衰係数をいわゆる再構
成する場合には、投影を再配置して平行型に再構成する
アルゴリズムか、再配置せずに平らな扇ビーム型に再構
成するアルゴリズムを用いることができる。後者の場合
のアルゴリズムは例えばリウィット（P.LEWITT）の『扇
ビーム形幾何形状を用いたコンピュータ化トモグラフィ
（Computerized Tomography with Fan Beam Geometr
y）』〔「ジャーナル オブ コンピュータ アシステ
ィッド トモグラフィ（Journal of Computer Assisted
tomography）」１（４）,1977年〕に記載されている。
このアルゴリズムはウェッブ（S.Webb）、シュクリッフ
（Sutcliffe）、ブルキンシァウ（Burkinshaw）、ホル
スマン（Horsman）の『指数関数で得られた扇ビーム投
影からのトモグラフィEC再構成（Tomography EC Recons
truction From Exponentially Obtained Fan Beam Proj
ection）』〔「アイイーイーイー トランザクションズ
オン メディカル イメージング（IEEE Transaction
s on Medical Imaging）」第MI−６巻、第１号、1987年
３月）にも記載されている。また、測定値を公知の形式
の対数規格化（log normalisation）することもでき
る。この対数規格化は係数自体よりはむしろ減衰係数の
対数化に関係するものであるが、これによって計算を単
純化することができる。このこの対数規格化も公知であ
る。
なお、照射をパンケーキ状の照射に類似させた場合に
は照射が完全に円錐形であるという事実は無視する。上
記ウエイト付けはこの近似を行っても十分である。
本発明のガンマー線カメラを用いると、１分で半周を
約60のショットで撮影するこかとできる。この約60のシ
ョットを用いて身体内の約5mm×5mmの容量のγ線放射の
吸収係数を測定することができる。この吸収係数が得ら
れれば、透過減衰はゼロとみなして測定した放射線のト
モグラフィ画像を公知方法を用いて補正することができ
る。この補正方法は例えば上記の第１の論文に記載され
ている。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 バシリゥ，マリー―ミッシェル フランス国 75014 パリ リュ ポワ ンソ 100 (72)発明者 ドゥ ラ バール，フランソワ フランス国 92310 セーブル プラス ドュ テアトル 10 (56)参考文献 特開 昭56−168181（ＪＰ，Ａ) 特開 昭62−167489（ＪＰ，Ａ) 特開 昭54−25783（ＪＰ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.6，ＤＢ名) G01T 1/16 - 1/166

Claims (8)

    (57)【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】検出器（Ｄ）にコリメータ（18）を取付け
    ない状態で、検出器（Ｄ）を被検体の点源（11）が配置
    されている側とは反対側に配置し且つ被検体を点源（1
    1）と検出器（Ｄ）とによって構成される組立体に対し
    て相対回転移動させながら、検出器（Ｄ）に保持された
    放射線の点源（11）から放射され且つ被検体を透過した
    γ線を検出器（Ｄ）に対向して配置したガンマー線カメ
    ラ（１）で検出してγ線の減衰量を測定するための装置
    において、 ガンマー線カメラ（１）は、支持ベッド（４）上に水平
    に寝かせた被検体の周りを鉛直平面内でガンマー線カメ
    ラ（１）を回転させる可動構造体（13）に取付けられて
    おり、 γ線の点源（11）もこの可動構造体（13）に支持されて
    おり、 さらに、点源（11）と検出器（Ｄ）との距離の関数およ
    び検出器の平面性の関数として測定された減衰量に重み
    付ける手段を有していることを特徴とするシンチレーシ
    ョン装置。
  2. 【請求項２】ガンマー線カメラの検出器の外周部にフレ
    ームが着脱自在に取付けられている請求項１に記載の装
    置。
  3. 【請求項３】フレームが点源から見たガンマー線カメラ
    の視野を小さくする絞りを有する請求項２に記載の装
    置。
  4. 【請求項４】フレームの重量が外されたコリメータの重
    量とほぼ同じでしる請求項２または３に記載の装置。
  5. 【請求項５】絞りが非対称に取り外し可能なシャッター
    を有する請求項３に記載の装置。
  6. 【請求項６】点源が注入器の内部に収容されている請求
    項１〜５のいずれか一項に記載の装置。
  7. 【請求項７】壜（28）と、その内部に挿入された中空ロ
    ッド（27）とを有し、中空ロッド（27）の他端部には注
    入器のオリフィス（25）を受ける受け部が設けられてい
    る請求項６に記載の装置。
  8. 【請求項８】検出信号の処理手段が、検出可能なエネル
    ギー範囲を検出されるγ線光子のエネルギーの規格値の
    少なくとも10％以下に減少させる手段を有している請求
    項１〜７のいずれか一項に記載の装置。
JP2511469A 1989-07-28 1990-07-24 透過トモグラフィによる減衰量を測定するのに用いられるシンチレーション装置 Expired - Lifetime JP2919963B2 (ja)

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ES2050449T3 (es) 1994-05-16
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