JP5067962B2 - 核医学データ処理装置、プログラム、記録媒体および方法 - Google Patents

Description

本発明は、測定された放射性同位元素の分布状態を補正する核医学データ処理装置等に関する。

核医学では、放射性同位元素（Radioisotope : ＲＩ）で標識した化合物またはトレーサと呼ばれる放射性医薬品を被検体内に投与し、放出されたガンマ線（γ線）をガンマカメラにより測定して、ＲＩの分布状態を画像化している（非特許文献１参照）。

図１６は、ＲＩを^９９ｍＴｃとした場合におけるガンマカメラで測定される理想的なエネルギースペクトラム特性曲線を示す。図１６で縦軸はガンマ線のカウント値、横軸はガンマ線のエネルギー（ＫｅＶ）である。^９９ｍＴｃは１回壊変する毎に１４１ＫｅＶの固有のエネルギーを放出するため、理想的には図１６に示される直線Ｑ（例えば１００００カウント）のように測定される筈である。しかし、実際にはガンマ線は被検体内の臓器等に当って散乱し、減衰する。図１７は、ＲＩを^９９ｍＴｃとした場合におけるガンマカメラで測定される実際のエネルギースペクトラム特性曲線を示す。図１７で縦軸はガンマ線のカウント値、横軸はガンマ線のエネルギー（ＫｅＶ）である。図１７に示されるように、実際のエネルギースペクトラム特性曲線では、１４１ＫｅＶの光電ピークＰにおいて例えば５００カウントと少なく測定され、残りの９５００（＝１００００−５００）カウント分は光電ピークＰより低いかまたは高いエネルギー（散乱成分）として測定されることになる。この光電ピークＰにおけるカウント数の減少は、核医学におけるＲＩの分布状態の画像化において感度を低下させる最大の原因とされている。

上述の感度の低下を防ぐために、従来からガンマ線の散乱成分を有効に除去する補正の試みが行なわれてきた。図１８は、特許文献１に記載されている補正を説明するためのエネルギースペクトラム特性曲線Ｇを示す。図１８で縦軸はガンマ線のカウント値、横軸はガンマ線のエネルギー（ＫｅＶ）である。図１８に示されるように、光電ピークＰを含むエネルギーＷＬとＷＵとの間に、この間の特定のエネルギーのみを収集するためのエネルギーウィンドウ（幅ＷＵ−ＷＬのメインウィンドウ：以下では、「メインウィンドウ」または「メインエネルギーウィンドウ」とも言うが、同じ意味で用いる。）を設定する。エネルギースペクトラム特性曲線ＧをエネルギーがＷＬからＷＵまで積分すると、メインウィンドウにおける総カウント値（面積Ｓとする。）が得られる。ここで、メインウィンドウにおける散乱成分を図１８に示される台形Ｂ（横線部分）の面積と想定すると、総カウント値（面積Ｓ）から台形Ｂの面積を減じることにより、メインウィンドウにおける散乱成分を除去した総カウント値（面積Ｎ）を得ることができる。より詳しくは、エネルギーＷＬとＷＵとにも小さな幅のエネルギーウィンドウ（サブウィンドウ）を設定し、これら２つのサブウィンドウとメインウィンドウとを合わせた３つのウィンドウを用いている（Triple Energy Window : ＴＥＷ法）。他にも２つのウィンドウを用いたＤＥＷ（Dual Energy Window）法がある。

上述したメインウィンドウの幅は、経験的に光電ピークＰを中心とする±１０％（合わせて２０％）程度の幅とされている。図１９は、メインウィンドウの幅を狭める補正を説明するためのエネルギースペクトラム特性曲線を示す。図１９で縦軸はガンマ線のカウント値、横軸はガンマ線のエネルギー（ＫｅＶ）である。図１９に示されるように、メインウィンドウの幅を±１０％より狭い±Ｗ１％とした場合、メインウィドウにおける散乱成分（台形Ｂの面積）をより少なくすることができるため、より正確なカウント値を得ることができると考えられる。

社団法人日本画像システム工業会編、医用画像・放射線機器ハンドブック、「第４編 核医学システム」、１８３頁、平成１３年９月２８日第1刷発行。 特公平７−６９４２８号公報

理想的なカウント値に近づく方が正確なカウント値に近づくことになることは言うまでもない。例えば、上述の^９９ｍＴｃの例では測定された５００カウントから理想的な１００００カウントへより近づく方が正確なカウント値に近づくことになる。しかし、上述のようにガンマ線の散乱成分を有効に除去する補正を行なうためにＴＥＷ法を用いた場合、メインウィンドウにおける総カウント値（面積Ｓ）から散乱成分（台形Ｂの面積）を減じることになる。この結果、総カウント値は却って減少してしまうことになるという問題があった。

上述のように散乱成分を減少させるためにメインウィンドウの幅をより狭める方法を用いた場合、ＴＥＷ法の場合と同様に総カウント値（面積Ｓ）が狭まるため、総カウント値は却って減少してしまうことになるという問題があった。以上の問題を避けるために、被検体へ投与されるＲＩの量を増加させる方法または測定時間を増加させるという方法もある。しかし、被検体へ投与されるＲＩの量の増加は被検体への悪影響を及ぼすこととなり、測定時間の増加は全体の処理時間の増加をもたらすことになる。

そこで、本発明の目的は、上記問題を解決するためになされたものであり、ＲＩを投与された被検体内から放出されたガンマ線をガンマカメラにより測定し、ＲＩの分布状態を画像化する場合、メインウィンドウで測定された総カウント値を減少させることなく、且つＲＩの量および測定時間を増加させずに、散乱成分を有効に除去する補正を行なうことができる核医学データ処理装置等を提供することにある。

この発明の核医学データ処理装置は、測定された放射性同位元素の分布状態を補正する核医学データ処理装置であって、前記核医学データ処理装置に接続されたガンマカメラに、放射性同位元素に固有の光電ピークを中心とする所定の幅のメインエネルギーウィンドウ内のエネルギーを有するガンマ線のカウント値を該ガンマ線が入射した平面上の位置毎に収集させ、カウント値記録部の該位置に対応する要素内にメインエネルギーウィンドウ内カウント値として記録するメインエネルギーウィンドウ内収集手段と、前記ガンマカメラに、上記メインエネルギーウィンドウ外のエネルギーを有するガンマ線のカウント値を該ガンマ線が入射した平面上の位置毎に収集させ、前記カウント値記録部の該位置に対応する要素内にメインエネルギーウィンドウ外カウント値として記録するメインエネルギーウィンドウ外収集手段と、前記カウント値記録部の各要素内に記録されたメインエネルギーウィンドウ外カウント値の総和を求めるメインエネルギーウィンドウ外加算手段と、前記カウント値記録部の各要素内に記録されたメインエネルギーウィンドウ内カウント値の総和を求めるメインエネルギーウィンドウ内加算手段と、前記メインエネルギーウィンドウ外加算手段により求められた総和を前記メインエネルギーウィンドウ内加算手段により求められた総和で除した補正係数を求める補正係数取得手段と、前記カウント値記録部の各要素内に記録されたメインエネルギーウィンドウ内カウント値と該メインエネルギーウィンドウ内カウント値に上記補正係数を乗じた値とを加算した結果を、該要素内に補正後カウント値として記録する補正手段とを備えたことを特徴とする。

ここで、この発明の核医学データ処理装置において、前記カウント値記録部の各要素内に記録された補正後カウント値に基づき、補正後の放射性同位元素の分布状態を所定の形式で表示装置に表示する表示手段をさらに備えることができる。

ここで、この発明の核医学データ処理装置において、前記表示手段により表示された分布状態に重ねて他の分布状態を表示する重ね表示手段をさらに備えることができる。

ここで、この発明の核医学データ処理装置において、前記重ね表示手段が表示する他の分布状態は、前記カウント値記録部の各要素内に記録されたメインエネルギーウィンドウ内カウント値に基づく放射性同位元素の所定の形式の分布状態、同一の被検体について前記ガンマカメラに収集させたガンマ線のカウント値に基づくＴＥＷ法又はＤＥＷ法に基づく放射性同位元素の所定の形式の分布状態の少なくとも１つを含むことができる。

ここで、この発明の核医学データ処理装置において、前記重ね表示手段が表示する他の分布状態は、異なる複数の所定の幅のエネルギーウィンドウについて得られた前記カウント値記録部の各要素内に記録された補正後カウント値に基づく補正後の放射性同位元素の分布状態であるものとすることができる。

ここで、この発明の核医学データ処理装置において、前記所定の幅は、放射性同位元素に固有の光電ピークにおけるエネルギーの±２．５％以上±１０％以下であるものとすることができる。

この発明の核医学データ処理プログラムは、ガンマカメラにより測定された放射性同位元素の分布状態の補正をコンピュータに実行させるための核医学データ処理プログラムであって、前記ガンマカメラを用いて収集されたカウント値を記録したカウント値記録部を用いるものであり、該カウント値記録部は、前記ガンマカメラに、放射性同位元素に固有の光電ピークを中心とする所定の幅のメインエネルギーウィンドウ内のエネルギーを有するガンマ線のカウント値を該ガンマ線が入射した平面上の位置毎に収集させ、該位置に対応する要素内にメインエネルギーウィンドウ内カウント値として記録されたものと、前記ガンマカメラに、上記メインエネルギーウィンドウ外のエネルギーを有するガンマ線のカウント値を該ガンマ線が入射した平面上の位置毎に収集させ、該位置に対応する要素内にメインエネルギーウィンドウ外カウント値として記録されたものとを含んでおり、コンピュータを、前記カウント値記録部の各要素内に記録されたメインエネルギーウィンドウ外カウント値の総和を求めるメインエネルギーウィンドウ外加算手段、前記カウント値記録部の各要素内に記録されたメインエネルギーウィンドウ内カウント値の総和を求めるメインエネルギーウィンドウ内加算手段、前記メインエネルギーウィンドウ外加算手段により求められた総和を前記メインエネルギーウィンドウ内加算手段により求められた総和で除した補正係数を求める補正係数取得手段、前記カウント値記録部の各要素内に記録されたメインエネルギーウィンドウ内カウント値と該メインエネルギーウィンドウ内カウント値に上記補正係数を乗じた値とを加算した結果を、該要素内に補正後カウント値として記録する補正手段として機能させるための核医学データ処理プログラムである。

ここで、この発明の核医学データ処理プログラムにおいて、前記カウント値記録部の各要素内に記録された補正後カウント値に基づき、補正後の放射性同位元素の分布状態を所定の形式で表示装置に表示する表示手段をさらに備えることができる。

ここで、この発明の核医学データ処理プログラムにおいて、前記表示手段により表示された分布状態に重ねて他の分布状態を表示する重ね表示手段をさらに備えることができる。

ここで、この発明の核医学データ処理プログラムにおいて、前記重ね表示手段が表示する他の分布状態は、前記カウント値記録部の各要素内に記録されたメインエネルギーウィンドウ内カウント値に基づく放射性同位元素の所定の形式の分布状態、同一の被検体について前記ガンマカメラに収集させたガンマ線のカウント値に基づくＴＥＷ法又はＤＥＷ法に基づく放射性同位元素の所定の形式の分布状態の少なくとも１つを含むことができる。

ここで、この発明の核医学データ処理プログラムにおいて、前記重ね表示手段が表示する他の分布状態は、異なる複数の所定の幅のエネルギーウィンドウについて得られた前記カウント値記録部の各要素内に記録された補正後カウント値に基づく補正後の放射性同位元素の分布状態であるものとすることができる。

ここで、この発明の核医学データ処理プログラムにおいて、前記所定の幅は、放射性同位元素に固有の光電ピークにおけるエネルギーの±２．５％以上±１０％以下であるものとすることができる。

この発明の記録媒体は、本発明のいずれか又は複数の核医学データ処理プログラムを記録したコンピュータ読取り可能な記録媒体である。

この発明の核医学データ処理方法は、ガンマカメラにより測定された放射性同位元素の分布状態を補正する核医学データ処理方法であって、コンピュータを用いて、メインエネルギーウィンドウ内収集手段が、前記ガンマカメラに、放射性同位元素に固有の光電ピークを中心とする所定の幅のメインエネルギーウィンドウ内のエネルギーを有するガンマ線のカウント値を該ガンマ線が入射した平面上の位置毎に収集させ、カウント値記録部の該位置に対応する要素内にメインエネルギーウィンドウ内カウント値として記録するメインエネルギーウィンドウ内収集ステップと、メインエネルギーウィンドウ外収集手段が、前記ガンマカメラに、上記メインエネルギーウィンドウ外のエネルギーを有するガンマ線のカウント値を該ガンマ線が入射した平面上の位置毎に収集させ、前記カウント値記録部の該位置に対応する要素内にメインエネルギーウィンドウ外カウント値として記録するメインエネルギーウィンドウ外収集ステップと、メインエネルギーウィンドウ外加算手段が、前記カウント値記録部の各要素内に記録されたメインエネルギーウィンドウ外カウント値の総和を求めるメインエネルギーウィンドウ外加算ステップと、メインエネルギーウィンドウ内加算手段が、前記カウント値記録部の各要素内に記録されたメインエネルギーウィンドウ内カウント値の総和を求めるメインエネルギーウィンドウ内加算ステップと、補正係数取得手段が、前記メインエネルギーウィンドウ外加算ステップで求められた総和を前記メインエネルギーウィンドウ内加算ステップで求められた総和で除した補正係数を求める補正係数取得ステップと、補正手段が、前記カウント値記録部の各要素内に記録されたメインエネルギーウィンドウ内カウント値と該メインエネルギーウィンドウ内カウント値に上記補正係数を乗じた値とを加算した結果を、該要素内に補正後カウント値として記録する補正ステップとを備えたことを特徴とする。

この発明の核医学データ処理方法は、ガンマカメラにより測定された放射性同位元素の分布状態を補正する核医学データ処理方法であって、前記ガンマカメラを用いて収集されたカウント値を記録したカウント値記録部を用いるものであり、該カウント値記録部は、メインエネルギーウィンドウ内収集手段により、前記ガンマカメラに、放射性同位元素に固有の光電ピークを中心とする所定の幅のメインエネルギーウィンドウ内のエネルギーを有するガンマ線のカウント値を該ガンマ線が入射した平面上の位置毎に収集させ、該位置に対応する要素内にメインエネルギーウィンドウ内カウント値として記録されたものと、メインエネルギーウィンドウ外収集手段により、前記ガンマカメラに、上記メインエネルギーウィンドウ外のエネルギーを有するガンマ線のカウント値を該ガンマ線が入射した平面上の位置毎に収集させ、前記カウント値記録部の該位置に対応する要素内にメインエネルギーウィンドウ外カウント値として記録されたものとを含んでおり、コンピュータを用いて、メインエネルギーウィンドウ外加算手段が、前記カウント値記録部の各要素内に記録されたメインエネルギーウィンドウ外カウント値の総和を求めるメインエネルギーウィンドウ外加算ステップと、メインエネルギーウィンドウ内加算手段が、前記カウント値記録部の各要素内に記録されたメインエネルギーウィンドウ内カウント値の総和を求めるメインエネルギーウィンドウ内加算ステップと、補正係数取得手段が、前記メインエネルギーウィンドウ外加算ステップで求められた総和を前記メインエネルギーウィンドウ内加算ステップで求められた総和で除した補正係数を求める補正係数取得ステップと、補正手段が、前記カウント値記録部の各要素内に記録されたメインエネルギーウィンドウ内カウント値と該メインエネルギーウィンドウ内カウント値に上記補正係数を乗じた値とを加算した結果を、該要素内に補正後カウント値として記録する補正ステップとを備えたことを特徴とする。

本発明の核医学データ処理装置等によれば、ガンマカメラに、ＲＩに固有の光電ピークを中心とする所定の幅のメインエネルギーウィンドウ内のエネルギーを有するガンマ線のカウント値を、ガンマ線が入射した平面上の位置（Ｘ、Ｙ）毎に収集させ、カウント値記録ＤＢの上記位置に対応する要素内にメインエネルギーウィンドウ内カウント値（ＣＭｊ）として記録する。続いて、ガンマカメラに、メインエネルギーウィンドウ外のエネルギーを有するガンマ線のカウント値を、ガンマ線が入射した平面上の位置（Ｘ、Ｙ）毎に収集させ、カウント値記録ＤＢの上記位置に対応する要素内にメインエネルギーウィンドウ外カウント値（ＣＳｊ）として記録する。カウント値記録ＤＢの各要素内に記録されたメインエネルギーウィンドウ外カウント値（ＣＳｊ）の総和（ＳＳ）を求める。カウント値記録ＤＢの各要素内に記録されたメインエネルギーウィンドウ内カウント値（ＣＭｊ）の総和（ＳＭ）を求める。総和（ＳＳ）を総和（ＳＭ）で除した補正係数（ＳＳ／ＳＭ）を求める。カウント値記録ＤＢの各要素内に記録されたメインエネルギーウィンドウ内カウント値（ＣＭｊ）と、メインエネルギーウィンドウ内カウント値（ＣＭｊ）に補正係数（ＳＳ／ＳＭ）を乗じた値（ＣＭｊ×（ＳＳ／ＳＭ））とを加算した結果（ＣＭｊ＋ＣＭｊ×（ＳＳ／ＳＭ））を、上記要素内に補正後カウント値として記録する。以上の結果、本発明の核医学データ処理装置等によれば、従来の技術（ＴＥＷ法等）のようにメインウィンドウの総カウント値から台形部分の減算等を行なわない。このため、ＲＩを投与された被検体内から放出されたガンマ線をガンマカメラにより測定し、ＲＩの分布状態を画像化する場合、メインウィンドウの総カウント値が減じることなく、且つＲＩの量および測定時間を増加させずに、散乱成分を有効に除去する補正を行なうことができるという効果がある。従来と同様の画質（カウント値）を得る場合なら、理論的にはガンマカメラによる撮像時間を短縮することができる。このため、例えば従来３０分要していた検査時間自体を１０分程に短縮することができ、被験者の負担が軽くなるという効果がある。逆に、従来と同様の撮像時間をかけた場合、カウント値が４倍程得られるため、コントラストの上昇につながるという効果がある。

以下、本発明の実施例について図面を参照して詳細に説明する。

図１は、本発明の原理を説明するためのエネルギースペクトラム特性曲線を示す。図１で縦軸はガンマ線のカウント値、横軸はガンマ線のエネルギー（ＫｅＶ）である。ＲＩとして例えば^９９ｍＴｃを用いた場合、当該ＲＩを被検体内に投与し、放出されたガンマ線をガンマカメラにより測定すると、図１に示されるようなエネルギースペクトラム特性曲線となる。これは背景技術において説明したようにガンマ線の散乱のためである。図１において、記号Ｍは光電ピーク１４１ＫｅＶを中心に幅を±１０％（合わせて２０％）とした場合におけるメインウィンドウの総カウント値、Ｌは光電ピーク１４１ＫｅＶ−１０％より小さいエネルギーの散乱成分の総カウント値、Ｈは光電ピーク１４１ＫｅＶ＋１０％より大きいエネルギーの散乱成分の総カウント値である。総カウント値ＬはＬＯＷウィンドウにより、総カウント値ＨはＵＰＰＥＲウィンドウにより、メインウィンドウと同時にデータ収集される。本発明の原理は、メインウィンドウの総カウント値Ｍに散乱成分の総カウント値ＬおよびＭを加算するというものである。元々は１４１ＫｅＶに集まっている筈のカウント値が散乱により広がってしまった訳であるから、それらの広がってしまったカウント値を加算して元に戻せばよい。従来の技術（ＴＥＷ法等）のように、メインウィンドウの総カウント値から台形部分の減算等を行なわないため、メインウィンドウの総カウント値が減じることはない。

図２は、本発明の核医学データ処理装置等の使用環境を説明するための概要図を示す。図２において、符号１０はガンマカメラ５の検出器、２４は検出器１０を支える部分であるガントリ（gantry : 架台）、２０は患者等の被検体、２２は被検体２０を乗せたベッド、２６は検出器１０と接続されたデータ処理装置である核医学データ処理装置、２８は核医学データ処理装置２６と接続されたパーソナルコンピュータ（ＰＣ）である。核医学データ処理装置２６およびＰＣ２８は、後述するように測定されたＲＩの分布状態の補正を行なう。核医学データ処理装置２６とＰＣ２８とは直接的に接続されているか、またはＬＡＮ（不図示）、インターネット（不図示）等を介して間接的に接続されていてもよい。あるいは、所望の記録媒体６８ｎ（後述）等を用いて必要なデータを送ることもできる。

ガンマカメラ５は広義には検出器１０、ガントリ２４、ベッド２２、核医学データ処理装置２６から構成されている。本明細書では、検出器１０、ガントリ２４およびベッド２２等のデータ測定系と、核医学データ処理装置２６およびＰＣ２８等のデータ処理系とを区別するために、ガンマカメラ５はデータ測定系を指すものとする。図２において、符号７は被検体２０から入射するガンマ線、１８は検出器１０の前面（被検体２０側）に取付けられガンマ線７の入射方向を制御するためのコリメータ、１６はコリメータ１８によりコリメートされたガンマ線７を所定の波長にピークを有する光へ変換する（発光させる）ためのシンチレータ、１４はシンチレータ１６からの発光を電気信号へ変換するための光電子増倍管（photomultiplier tube : ＰＭＴ）、１２はＰＭＴ１４からの出力信号に基づきガンマ線７の入射位置（Ｘ、Ｙ）を求める位置演算等を行なう電子回路である。電子回路１２は、どこのＰＭＴ１４でガンマ線７が取り込まれたかにより入射位置（Ｘ、Ｙ）等の位置情報を取得することができる。ＰＭＴ１４からの出力信号の大きさは入射したガンマ線７のエネルギーに比例するため、電子回路１２は波高弁別を行なうことにより、特定のエネルギーウィンドウ（メインウィンドウ、ＬＯＷウィンドウ、ＵＰＰＥＲウィンドウ）に入ったガンマ線７のみを収集することができる。各エネルギーウィンドウの設定は核医学データ処理装置２６等で行なう。

図３は、本発明の実施例１における核医学データ処理装置２６の機能ブロック３０を示す。以下で説明する各機能は、核医学データ処理装置２６のコンピュータにより実行されるものである。図３において、メインエネルギーウィンドウ内収集部（メインエネルギーウィンドウ内収集手段）３１は、核医学データ処理装置２６に接続されたガンマカメラ５に、ＲＩに固有の光電ピーク（１４１ＫｅＶ等）を中心とする所定の幅のメインエネルギーウィンドウ内のエネルギーを有するガンマ線７のカウント値を、ガンマ線７が入射した平面上の位置（Ｘ、Ｙ）毎に収集させ、カウント値記録ＤＢ（ＤＢ：データベース。カウント値記録部）３９の上記位置に対応する要素（例えば、ピクセル用配列の配列要素）内に、メインエネルギーウィンドウ内カウント値（ＣＭｊ。ｊ＝１、２、．．．）として記録する。

メインエネルギーウィンドウ外収集部（メインエネルギーウィンドウ外収集手段）３２は、ガンマカメラ５に、メインエネルギーウィンドウ外のエネルギーを有するガンマ線７（散乱成分）のカウント値をガンマ線７が入射した平面上の位置（Ｘ、Ｙ）毎に収集させ、カウント値記録ＤＢ３９の上記位置に対応する要素内に、メインエネルギーウィンドウ外カウント値（ＣＳｊ。ｊ＝１、２、．．．）として記録する。メインエネルギーウィンドウ内カウント値（ＣＭｊ）とメインエネルギーウィンドウ外カウント値（ＣＳｊ）とは、例えば同一のピクセル用配列の配列要素内に配列またはリスト構造として記録することができる。あるいは、同一のサイズのピクセル用配列を２つ定義して、対応する配列要素に各々記録しても良い。

メインエネルギーウィンドウ外加算部（メインエネルギーウィンドウ外加算手段）３３は、カウント値記録ＤＢ３９の各要素内に記録されたメインエネルギーウィンドウ外カウント値（ＣＳｊ）の総和（ＳＳ）を求める。

メインエネルギーウィンドウ内加算部（メインエネルギーウィンドウ内加算手段）３４は、カウント値記録ＤＢ３９の各要素内に記録されたメインエネルギーウィンドウ内カウント値（ＣＭｊ）の総和（ＳＭ）を求める。

補正係数取得部（補正係数取得手段）３５は、メインエネルギーウィンドウ外加算部３３により求められた総和（ＳＳ）をメインエネルギーウィンドウ内加算部３４により求められた総和（ＳＭ）で除した補正係数（ＳＳ／ＳＭ）を求める。

補正部（補正手段）３６は、カウント値記録ＤＢ３９の各要素内に記録されたメインエネルギーウィンドウ内カウント値（ＣＭｊ）と、メインエネルギーウィンドウ内カウント値（ＣＭｊ）に補正係数（ＳＳ／ＳＭ）を乗じた値（ＣＭｊ×（ＳＳ／ＳＭ））とを加算した結果（ＣＭｊ＋ＣＭｊ×（ＳＳ／ＳＭ））を、上記要素内に補正後カウント値として記録する。

表示部（表示手段）３７は、カウント値記録ＤＢ３９の各要素内に記録された補正後カウント値に基づき、補正後のＲＩの分布状態を所定の形式で表示装置６４（後述）に表示する。所定の形式としては、例えば脳内のＲＩの分布状態の場合、横軸を脳の横断面像（アキシャル。axial）における左右方向の位置とし、縦軸を補正後カウント値とする曲線の形式とすることができる。

重ね表示部（重ね表示手段）３８は、表示部３７により表示された分布状態に重ねて、他の分布状態を表示する。他の分布状態としては、例えばカウント値記録ＤＢ３９の各要素内に記録されたメインエネルギーウィンドウ内カウント値（ＣＭｊ）に基づくＲＩの所定の形式分布状態と、同一の被検体２０についてガンマカメラ５に収集させたガンマ線７のカウント値に基づくＴＥＷ法と、同一の被検体２０についてガンマカメラ５に収集させたガンマ線７のカウント値に基づくＤＥＷ法とに基づくＲＩの所定の形式の分布状態とすることができる。この場合、重ねて表示される曲線は３つとなるが、少なくとも１つを重ねることができればよい。

上述の他の分布状態として、例えば異なる複数の所定の幅（Ｗ１、Ｗ２等）のメインエネルギーウィンドウについて得られたカウント値記録ＤＢ３９の各要素内に記録された補正後カウント値に基づく補正後のＲＩの分布状態としてもよい。

上述の所定の幅としては、ＲＩに固有の光電ピークにおけるエネルギーの±５％から±１０％であることが好適である。

図４は、本発明の実施例１における核医学データ処理装置のコンピュータが実行する核医学データ処理方法の流れをフローチャートで示す。図４に示されるように、まず、ガンマカメラ５に、ＲＩに固有の光電ピークを中心とする所定の幅のメインエネルギーウィンドウ内のエネルギーを有するガンマ線７のカウント値を、ガンマ線７が入射した平面上の位置（Ｘ、Ｙ）毎に収集させ、カウント値記録ＤＢ３９の上記位置に対応する要素内にメインエネルギーウィンドウ内カウント値（ＣＭｊ）として記録する（メインエネルギーウィンドウ内収集ステップ。ステップＳ１０）。

続いて、ガンマカメラ５に、メインエネルギーウィンドウ外のエネルギーを有するガンマ線７のカウント値を、ガンマ線７が入射した平面上の位置（Ｘ、Ｙ）毎に収集させ、カウント値記録ＤＢ３９の上記位置に対応する要素内にメインエネルギーウィンドウ外カウント値（ＣＳｊ）として記録する（メインエネルギーウィンドウ外収集ステップ。ステップＳ１２）。

カウント値記録ＤＢ３９の各要素内に記録されたメインエネルギーウィンドウ外カウント値（ＣＳｊ）の総和（ＳＳ）を求める（メインエネルギーウィンドウ外加算ステップ。ステップＳ１４）。

カウント値記録ＤＢ３９の各要素内に記録されたメインエネルギーウィンドウ内カウント値（ＣＭｊ）の総和（ＳＭ）を求める（メインエネルギーウィンドウ内加算ステップ。ステップＳ１６）。

メインエネルギーウィンドウ外加算ステップ（ステップＳ１４）で求められた総和（ＳＳ）をメインエネルギーウィンドウ内加算ステップ（ステップＳ１６）で求められた総和（ＳＭ）で除した補正係数（ＳＳ／ＳＭ）を求める（補正係数取得ステップ。ステップＳ１８）。

カウント値記録ＤＢ３９の各要素内に記録されたメインエネルギーウィンドウ内カウント値（ＣＭｊ）と、メインエネルギーウィンドウ内カウント値（ＣＭｊ）に補正係数（ＳＳ／ＳＭ）を乗じた値（ＣＭｊ×（ＳＳ／ＳＭ））とを加算した結果（ＣＭｊ＋ＣＭｊ×（ＳＳ／ＳＭ））を、上記要素内に補正後カウント値として記録する（補正ステップ。ステップＳ２０）。表示部３７および重ね表示部３８に対応する方法については上述した機能と同様に実行するものであるため説明は省略する。

次に、上述した核医学データ処理装置２６または方法について具体例を用いて説明する。図５は、カウント値記録ＤＢ３９の例であるピクセル用配列４０を示す。このピクセル用配列４０の各要素内にメインエネルギーウィンドウ内カウント値（ＣＭｊ）等が記録される。

図６（Ａ）ないし（Ｆ）は、説明の便宜上、ピクセル用配列４０のサイズを３（１次元）とした場合における具体例を示す。図６（Ａ）ないし（Ｆ）において、符号４１ａ、４２ａおよび４３ａはメインエネルギーウィンドウ内カウント値（ＣＭｊ）が記録されたピクセル、４１ｂ、４２ｂおよび４３ｂはメインエネルギーウィンドウ外カウント値（ＣＳｊ）が記録されたピクセル、４１ｃ、４２ｃおよび４３ｃは補正後カウント値が記録されたピクセルを示す。この例では、同一のサイズ（＝３）のピクセル用配列を３つ定義して、対応する配列要素（例えば、ピクセル４１ａと４１ｂと４１ｃ）に各々、メインエネルギーウィンドウ内カウント値（ＣＭｊ）、メインエネルギーウィンドウ外カウント値（ＣＳｊ）、補正後カウント値を記録する。

図６（Ａ）に示されるように、まず、ピクセル４１ａ、４２ａ、４３ａにメインエネルギーウィンドウ内カウント値（ＣＭｊ）として、各々、０、２、０が記録される（メインエネルギーウィンドウ内収集ステップ。ステップＳ１０）。

続いて、図６（Ｂ）に示されるように、ピクセル４１ｂ、４２ｂ、４３ｂにメインエネルギーウィンドウ外カウント値（ＣＳｊ）として、各々、１、１、１が記録される（メインエネルギーウィンドウ外収集ステップ。ステップＳ１２）。

図６（Ｃ）に示されるように、メインエネルギーウィンドウ外カウント値（ＣＳｊ）の総和（ＳＳ＝１＋１＋１＝３）を求める（メインエネルギーウィンドウ外加算ステップ。ステップＳ１４）。

図６（Ｄ）に示されるように、メインエネルギーウィンドウ内カウント値（ＣＭｊ）の総和（ＳＭ＝０＋２＋０＝２）を求める（メインエネルギーウィンドウ内加算ステップ。ステップＳ１６）。

図６（Ｅ）に示されるように、メインエネルギーウィンドウ外加算ステップ（ステップＳ１４）で求められた総和（ＳＳ＝３）をメインエネルギーウィンドウ内加算ステップ（ステップＳ１６）で求められた総和（ＳＭ＝２）で除した補正係数（３／２）を求める（補正係数取得ステップ。ステップＳ１８）。

図６（Ｆ）に示されるように、ピクセル４１ａ、４２ａ、４３ａに記録されたメインエネルギーウィンドウ内カウント値（ＣＭｊ）である０、２、０と、これらに補正係数（３／２）を乗じた値（０×（３／２））、（２×（３／２））、（０×（３／２））とを加算した結果（０＋０×（３／２））＝０、（２＋２×（３／２））＝５、（０＋０×（３／２））＝０を、各々ピクセル４１ｃ、４２ｃ、４３ｃに補正後カウント値として記録する（補正ステップ。ステップＳ２０）。上述した本発明の原理によれば、元々は例えば１４１ＫｅＶに集まっている筈のカウント値５が、散乱によりピクセル４１ｂに１、４２ｂに１、４３ｂに１と広がってしまい、この結果、ピクセル４１ａが０、４２ａが２、４３ａが０となってしまったと考える。そこで、これらの広がってしまったカウント値を加算して（＝３）、元に戻せばよい（２＋３＝５）というものである。補正係数は広がりの程度を示すものと言える。

以上説明したように、本発明の実施例１によれば、まず、ガンマカメラ５に、ＲＩに固有の光電ピークを中心とする所定の幅のメインエネルギーウィンドウ内のエネルギーを有するガンマ線７のカウント値を、ガンマ線７が入射した平面上の位置（Ｘ、Ｙ）毎に収集させ、カウント値記録ＤＢ３９の上記位置に対応する要素内にメインエネルギーウィンドウ内カウント値（ＣＭｊ）として記録する。続いて、ガンマカメラ５に、メインエネルギーウィンドウ外のエネルギーを有するガンマ線７のカウント値を、ガンマ線７が入射した平面上の位置（Ｘ、Ｙ）毎に収集させ、カウント値記録ＤＢ３９の上記位置に対応する要素内にメインエネルギーウィンドウ外カウント値（ＣＳｊ）として記録する。カウント値記録ＤＢ３９の各要素内に記録されたメインエネルギーウィンドウ外カウント値（ＣＳｊ）の総和（ＳＳ）を求める。カウント値記録ＤＢ３９の各要素内に記録されたメインエネルギーウィンドウ内カウント値（ＣＭｊ）の総和（ＳＭ）を求める。総和（ＳＳ）を総和（ＳＭ）で除した補正係数（ＳＳ／ＳＭ）を求める。カウント値記録ＤＢ３９の各要素内に記録されたメインエネルギーウィンドウ内カウント値（ＣＭｊ）と、メインエネルギーウィンドウ内カウント値（ＣＭｊ）に補正係数（ＳＳ／ＳＭ）を乗じた値（ＣＭｊ×（ＳＳ／ＳＭ））とを加算した結果（ＣＭｊ＋ＣＭｊ×（ＳＳ／ＳＭ））を、上記要素内に補正後カウント値として記録する。以上の結果、本発明の核医学データ処理装置２６および方法によれば、従来の技術（ＴＥＷ法等）のようにメインウィンドウの総カウント値（＝２）から台形部分の減算等を行なわない。このため、ＲＩを投与された被検体２０内から放出されたガンマ線７をガンマカメラ５により測定し、ＲＩの分布状態を画像化する場合、メインウィンドウの総カウント値（＝２）が減じることなく、且つＲＩの量および測定時間を増加させずに、散乱成分を有効に除去する補正を行なうことができる。

実施例２では、ＰＣ２８が実行する核医学データ処理プログラムについて説明する。上述のように、核医学データ処理装置２６とＰＣ２８とは直接的に接続されているか、またはＬＡＮ（不図示）、インターネット（不図示）等を介して間接的に接続されていてもよい。あるいは、所望の記録媒体６８ｎ（後述）等を用いて必要なデータを送ることもできる。そこで、核医学データ処理装置２６がガンマカメラ５に収集させたメインエネルギーウィンドウ内カウント値（ＣＭｊ）等を直接的または間接的にＰＣ２８へ送り、ＰＣ２８側のカウント値記録ＤＢ３９に記録しておく。ＰＣ２８の核医学データ処理プログラムは、このようにしてカウント値記録ＤＢ３９に記録されたデータに基づき、実施例１の核医学データ処理装置２６と同様の処理を実行する。

図７は、本発明の実施例２におけるＰＣ２８が実行する核医学データ処理プログラムの機能ブロック５０を示す。図７で図３と同じ符号を付した箇所は同じ機能を示すため説明は省略する。核医学データ処理プログラムの機能と核医学データ処理装置２６の機能との相違は、予めカウント値記録ＤＢ３９内に、メインエネルギーウィンドウ内カウント値（ＣＭｊ）とメインエネルギーウィンドウ外カウント値（ＣＳｊ）とが記録されているということである。すなわち、カウント値記録ＤＢ３９は、ガンマカメラ５に、ＲＩに固有の光電ピークを中心とする所定の幅のメインエネルギーウィンドウ内のエネルギーを有するガンマ線７のカウント値を、ガンマ線７が入射した平面上の位置（Ｘ、Ｙ）毎に収集させ、上記位置に対応する要素内にメインエネルギーウィンドウ内カウント値（ＣＳｊ）として記録されたものと、ガンマカメラ５に、上ネルギーウィンドウ外のエネルギーを有するガンマ線７のカウント値を、ガンマ線７が入射した平面上の位置（Ｘ、Ｙ）毎に収集させ、上記位置に対応する要素内にメインエネルギーウィンドウ外カウント値（ＣＳｊ）として記録されたものとを予め含んでいる。

図８は、本発明の実施例２におけるＰＣ２８のコンピュータが実行する核医学データ処理方法の流れをフローチャートで示す。図８で図４と同じステップＳ符号を付した処理ブロックは同じ機能を示すため説明は省略する。上述と同様に、ＰＣ２８側のコンピュータが実行する核医学データ処理方法と核医学データ処理装置２６側のコンピュータが実行する核医学データ処理方法との相違は、予めカウント値記録ＤＢ３９内に、メインエネルギーウィンドウ内カウント値（ＣＭｊ）とメインエネルギーウィンドウ外カウント値（ＣＳｊ）とが記録されているということである。

以上説明したように、本発明の実施例２によれば、核医学データ処理装置２６がガンマカメラ５に収集させたメインエネルギーウィンドウ内カウント値（ＣＭｊ）等を直接的または間接的にＰＣ２８へ送り、ＰＣ２８側のカウント記録ＤＢ３９に記録しておく。ＰＣ２８の核医学データ処理プログラムは、このようにしてカウント記録ＤＢ３９に記録されたデータに基づき、実施例１の核医学データ処理装置２６と同様の処理を実行することができる。核医学データ処理プログラムの機能と核医学データ処理装置２６の機能との相違または、ＰＣ２８側のコンピュータが実行する核医学データ処理方法と核医学データ処理装置２６側のコンピュータが実行する核医学データ処理方法との相違は、予めカウント値記録ＤＢ３９内に、メインエネルギーウィンドウ内カウント値（ＣＭｊ）とメインエネルギーウィンドウ外カウント値（ＣＳｊ）とが記録されているということである。従って、実施例２においても実施例１と同様に、ＲＩを投与された被検体２０内から放出されたガンマ線７をガンマカメラ５により測定し、ＲＩの分布状態を画像化する場合、メインウィンドウの総カウント値（＝２）が減じることなく、且つＲＩの量および測定時間を増加させずに、散乱成分を有効に除去する補正を行なうことができる。

図９は、本発明の核医学データ処理プログラムまたは方法を実行するコンピュータ（核医学データ処理装置２６またはＰＣ２８）の内部回路６０を示すブロック図である。図９に示されるように、ＣＰＵ６１、ＲＯＭ６２、ＲＡＭ６３、画像制御部６６、コントローラ６７、入力制御部７０および外部インタフェース（Interface : Ｉ／Ｆ）部７４はバス７６に接続されている。図９において、上述の本発明のコンピュータ・プログラムは、ＲＯＭ６２、ディスク６８ａまたはＣＤ−ＲＯＭ６８ｎ等の記録媒体（脱着可能な記録媒体を含む）に記録されている。ディスク６８ａにはカウント値記録ＤＢ３９も記録されている。このコンピュータ・プログラムは、ＲＯＭ６２からバス７６を介し、またはディスク６８ａ若しくはＣＤ−ＲＯＭ６８ｎ等の記録媒体からコントローラ６７を経由してバス７６を介しＲＡＭ６３へロードされる。画像制御部６６はＲＩの分布状態等を示すデータをＶＲＡＭ６５へ送出し、表示装置６４はＶＲＡＭ６５から送出されたＲＩの分布状態等を示すデータに基づいてＲＩの分布状態等を表示するディスプレイ等である。ＶＲＡＭ６５は表示装置６４の一画面分のデータ容量に相当する容量を有している画像メモリである。入力操作部７２はコンピュータに入力を行うためのマウス、テンキー等の入力装置であり、入力制御部７０は入力操作部７２と接続され入力制御等を行う。外部Ｉ／Ｆ部７４は、例えばＬＡＮまたはインターネット等の外部の通信網（不図示）と接続する際のインタフェース機能を有している。

内部回路６０が核医学データ処理装置２６の場合、核医学データ処理装置２６のカウント値記録ＤＢ３９の内容を外部Ｉ／Ｆ部７４およびＰＣ２８側の外部Ｉ／Ｆ部７４を介してＰＣ２８側へ送信することができる。同様にして、外部Ｉ／Ｆ部７４を介してＬＡＮまたはインターネット等の外部の通信網に接続された他のＰＣ等（不図示）へ送信することもできる。カウント値記録ＤＢ３９の内容をＣＤ−ＲＯＭ６８ｎ等の記録媒体に記録して、ＰＣ２８側のコントローラ６７を介してＰＣ２８側へ送ることもできる。

上述のようにＣＰＵ６１が本発明のコンピュータ・プログラムを実行することにより、本発明の目的を達成することができる。当該コンピュータ・プログラムは上述のようにＣＤ−ＲＯＭ６８ｎ等の記録媒体の形態でコンピュータＣＰＵ６１に供給することができ、当該コンピュータ・プログラムを記録したＣＤ−ＲＯＭ６８ｎ等の記録媒体も同様に本発明を構成することになる。当該コンピュータ・プログラムを記録した記録媒体としては上述された記録媒体の他に、例えばメモリ・カード、メモリ・スティック、ＤＶＤ、光ディスク、ＦＤ等を用いることができる。

実施例４では、上述した表示部３７および重ね表示部３８の実例について図１０ないし図１５を用いて説明する。まず、核医学データ処理装置２６が実行する機能またはＰＣ２８が実行する核医学データ処理プログラムの機能をシミュレートした結果を示す。以下はシミュレーションの条件である。

実験方法：京都科学社製脳ファントムを用い、^９９ｍＴｃ水溶液を注入し、収集時間を５０秒としてガンマカメラ５により撮像した。

収集時エネルギーウィンドウの設定：ＴＥＷで設定される３ウィンドウ（main windowと上端、下端のsub window）において、mainのみを１４１ＫｅＶ±５％、２０％の２種類変化させて設定した。本発明の核医学データ処理プログラム等では、mainを１４１ＫｅＶ±５％、２０％の２種類とし、main以外の領域を散乱成分ＬＯＷ、ＵＰＰＥＲとして設定した。

図１０は、シミュレーションに用いた横断面状の脳ファントム模型に^９９ｍＴｃ水溶液を注入し、収集時間を５０秒としてガンマカメラ５により撮像した結果を示す。図１０に示されるように、^９９ｍＴｃ水溶液が入った領域８１は赤色（薄い部分）になり、^９９ｍＴｃ水溶液が入っていない領域８２は青色（濃い部分）になる。図１０に示される横断面像のライン８０（白いライン）について、ガンマカメラ５による測定を行った。

図１１は、図１０の横断面像のライン８０についてガンマカメラ５による測定を行った結果のカウントプロファイルカーブ（カウント値の曲線）を示す。図１１で、横軸はライン８０における左右方向の位置であり、縦軸はカウント値である。図１１に示されるように、ライン８０上で^９９ｍＴｃ水溶液が入った領域８１ではカウント値が高くなり、逆に^９９ｍＴｃ水溶液が入っていない領域８２ではカウント値が低くなる。

図１２（Ａ）は、本発明の核医学データ処理プログラム等を用いた補正において、メインウィンドウの幅を１４１ＫｅＶ±５％、２０％の２種類とした場合を重ねて表示した例を示す。重ね表示部３８の実行例である。図１２（Ａ）で横軸は左右方向の位置であり、縦軸はカウント値である。図１２（Ａ）において、緑色の曲線８５がメインウィンドウの幅を１４１ＫｅＶ±５％とした場合のカウントプロファイルカーブであり、赤色の曲線８６がメインウィンドウの幅を１４１ＫｅＶ±２０％とした場合のカウントプロファイルカーブである。図１２（Ａ）の緑色の曲線８５により示されるように、メインウィンドウ幅を１４１ＫｅＶ±５％と狭めて設定した場合であっても、カウント値は維持されている。図１２（Ｂ）は本発明の核医学データ処理プログラム等を用いた補正においてメインウィンドウの幅を１４１ＫｅＶ±２．５％とした場合に再現された収集画像、図１２（Ｃ）は本発明の核医学データ処理プログラム等を用いた補正においてメインウィンドウの幅を１４１ＫｅＶ±１０％とした場合に再現された収集画像を示す。図１２（Ｂ）および図１２（Ｃ）で図１０と同じ符号を付した領域は同じ意味を有する領域であるため説明は省略する。図１２（Ｂ）と図１２（Ｃ）とを比較すると、図１２（Ｂ）の方がメインウィンドウの幅が狭く散乱成分がより少ないため、コントラストが向上している。

図１３（Ａ）は、参考のためＴＥＷ法を用いた補正において、メインウィンドウの幅を１４１ＫｅＶ±５％、２０％の２種類とした場合を重ねて表示した例を示す。重ね表示部３８の実行例である。図１３（Ａ）で図１２（Ａ）と同じ符号を付した領域は同じ意味を有する領域であるため説明は省略する。図１３（Ａ）で横軸は左右方向の位置であり、縦軸はカウント値である。図１３（Ａ）の緑色の曲線８５により示されるように、メインウィンドウ幅を１４１ＫｅＶ±５％と狭めて設定した場合、ほとんどカウント値は得られていない。図１３（Ｂ）はＴＥＷ法を用いた補正においてメインウィンドウの幅を１４１ＫｅＶ±２．５％とした場合に再現された収集画像、図１３（Ｃ）はＴＥＷ法を用いた補正においてメインウィンドウの幅を１４１ＫｅＶ±１０％とした場合に再現された収集画像を示す。図１３（Ｃ）で図１０と同じ符号を付した領域はと同じ意味を有する領域であるため説明は省略する。図１３（Ｃ）に示されるように、メインウィンドウの幅が１４１ＫｅＶ±１０％の場合はまだ領域８１と８２との相違が見える。しかし、図１３（Ｂ）に示されるように、メインウィンドウの幅が１４１ＫｅＶ±２．５％の場合、ほとんどカウント値は得られていないため収集画像の劣化が激しい。

図１４は、メインウィンドウの幅を１４１ＫｅＶ±１０％（合わせて２０％）とし、収集時間を５０秒とした場合におけるメインウィンドウのカウント値（補正前）、本発明の核医学データ処理プログラム等を用いて補正を行なった結果のカウント値、ＴＥＷ法を用いて補正を行なった結果のカウント値、ＤＥＷ法を用いて補正を行なった結果のカウント値を重ねて表示した例を示す。重ね表示部３８の別の実行例である。図１４で横軸は左右方向の位置であり、縦軸はカウント値である。図１４において、緑色の曲線９０が本発明の核医学データ処理プログラム等を用いて補正を行なった結果のカウントプロファイルカーブ、水色の曲線９１がメインウィンドウのカウントプロファイルカーブ（補正前）、赤色の曲線９２がＤＥＷ法を用いて補正を行なった結果のカウントプロファイルカーブ、紫色の曲線９３がＴＥＷ法を用いて補正を行なった結果のカウントプロファイルカーブを示す。

上述のように、ＤＥＷ法またはＴＥＷ法を用いて補正を行なう場合、メインウィンドウにおける総カウント値から散乱成分（台形の面積）を減じている。この結果、図１４の赤色の曲線９２および紫色の曲線９３により示されるように、それらのカウント値は水色の曲線９１により示されるメインウィンドウのカウント値（補正前）より減少してしまっている。一方、図１４の緑色の曲線９０により示されるように、本発明の核医学データ処理プログラム等を用いて補正を行なった結果のカウント値は、水色の曲線９１により示されるメインウィンドウのカウント値（補正前）よりかなり高くなっている。上述した本発明の原理によれば、元々は１４１ＫｅＶに集まっている筈のカウント値が、散乱により広がってしまったものと考える。そこで、これらの広がってしまったカウント値を加算して、元に戻している。従って、図１４の緑色の曲線９０により示されるように、本発明の核医学データ処理プログラム等を用いて補正を行なった結果のカウント値は、元々のカウント値により近くなっており、補正により劇的にカウント値が改善されていることが明らかに示されている。

図１５は、メインウィンドウの幅を１４１ＫｅＶ±２．５％（合わせて５％）とし、収集時間を５０秒とした場合におけるメインウィンドウのカウント値（補正前）、本発明の核医学データ処理プログラム等を用いて補正を行なった結果のカウント値、ＴＥＷ法を用いて補正を行なった結果のカウント値、ＤＥＷ法を用いて補正を行なった結果のカウント値を重ねて表示した例を示す。重ね表示部３８の別の実行例である。図１５で図１４とおなじ符号を付した曲線は同じ意味を有するため説明は省略する。図１５で横軸は左右方向の位置であり、縦軸はカウント値である。図１５に示されるように、メインウィンドウの幅が１４１ＫｅＶ±２．５％と狭められると、メインウィンドウのカウント値（補正前）、ＴＥＷ法またはＤＥＷ法を用いて補正を行なった結果のカウント値は激減してしまう。一方、図１５の緑色の曲線９０により示されるように、本発明の核医学データ処理プログラム等を用いて補正を行なった結果のカウント値は、他のカウント値と比較してかなり高いカウント値を示している。図１４に示されるメインウィンドウの幅が１４１ＫｅＶ±１０％の場合と比較してもほとんどカウント値は変化していない。むしろメインウィンドウの幅を狭めた結果、散乱成分が少なくなるため、却って^９９ｍＴｃ水溶液が入った領域と入っていない領域との各ピークのコントラストが明瞭になっている。本発明の原理によれば、散乱により広がってしまったカウント値を加算して、元に戻している。従って、メインウィンドウの幅が狭められた場合であっても総カウント値自体には変化はないため、元々のカウント値により近くなっており、補正により劇的にカウント値が改善されていることが明らかに示されている。

本発明の活用例として、ガンマカメラを用いて撮像する単光子放出コンピュータ断層撮影（Single Photon Emission Computed Tomography : ＳＰＥＣＴ）等に適用することができる。

本発明の原理を説明するためのエネルギースペクトラム特性曲線を示す図である。 本発明の核医学データ処理装置等の使用環境を説明するための概要図である。 本発明の実施例１における核医学データ処理装置２６の機能ブロック３０を示す図である。 本発明の実施例１における核医学データ処理装置のコンピュータが実行する核医学データ処理方法の流れを示すフローチャートである。 カウント値記録ＤＢ３９の例であるピクセル用配列４０を示す図である。 ピクセル用配列４０のサイズを３（１次元）とした場合における具体例を示す図である。 本発明の実施例２におけるＰＣ２８が実行する核医学データ処理プログラムの機能ブロック５０である。 本発明の実施例２におけるＰＣ２８のコンピュータが実行する核医学データ処理方法の流れを示すフローチャートである。 本発明のコンピュータ・プログラムを実行するコンピュータの内部回路６０を示すブロック図である。 シミュレーションに用いた横断面状の脳ファントム模型に^９９ｍＴｃ水溶液を注入し、収集時間を５０秒としてガンマカメラ５により撮像したた結果を示す図である。 図１０の横断面像のライン８０についてガンマカメラ５による測定を行った結果のカウントプロファイルカーブを示す図である。 本発明の核医学データ処理プログラム等を用いた補正において、メインウィンドウの幅を１４１ＫｅＶ±５％、２０％の２種類とした場合を重ねて表示した例を示す図である。 本発明の核医学データ処理プログラム等を用いた補正において、メインウィンドウの幅を１４１ＫｅＶ±２．５％とした場合に再現された収集画像を示す図である。 本発明の核医学データ処理プログラム等を用いた補正において、メインウィンドウの幅を１４１ＫｅＶ±１０％とした場合に再現された収集画像を示す図である。 ＴＥＷ法を用いた補正において、メインウィンドウの幅を１４１ＫｅＶ±５％、２０％の２種類とした場合を重ねて表示した例を示す図である。 ＴＥＷ法を用いた補正において、メインウィンドウの幅を１４１ＫｅＶ±２．５％とした場合に再現された収集画像を示す図である。 ＴＥＷ法を用いた補正において、メインウィンドウの幅を１４１ＫｅＶ±１０％とした場合に再現された収集画像を示す図である。 メインウィンドウの幅を１４１ＫｅＶ±１０％（合わせて２０％）とし、収集時間を５０秒とした場合におけるメインウィンドウのカウント値（補正前）、本発明の核医学データ処理プログラム等を用いて補正を行なった結果のカウント値、ＴＥＷ法を用いて補正を行なった結果のカウント値、ＤＥＷ法を用いて補正を行なった結果のカウント値を重ねて表示した例を示す図である。 メインウィンドウの幅を１４１ＫｅＶ±２．５％（合わせて５％）とし、収集時間を５０秒とした場合におけるメインウィンドウのカウント値（補正前）、本発明の核医学データ処理プログラム等を用いて補正を行なった結果のカウント値、ＴＥＷ法を用いて補正を行なった結果のカウント値、ＤＥＷ法を用いて補正を行なった結果のカウント値を重ねて表示した例を示す図である。 ＲＩを９９ｍＴｃとした場合におけるガンマカメラで測定される理想的なエネルギースペクトラム特性曲線を示す図である。 ＲＩを^９９ｍＴｃとした場合におけるガンマカメラで測定される実際のエネルギースペクトラム特性曲線を示す図である。 特許文献１に記載されている補正を説明するためのエネルギースペクトラム特性曲線Ｇを示す図である。 メインウィンドウの幅を狭める補正を説明するためのエネルギースペクトラム特性曲線を示す図である。

符号の説明

７ ガンマ線、 １０ 検出器、 １２ 電子回路、 １４ 光電子増倍管、 １６ シンチレータ、 １８ コリメータ、 ２０ 被検体、 ２２ ベッド、 ２４ ガントリ、 ２６ 核医学データ処理装置、 ２８ ＰＣ、 ３０、５０ 機能ブロック、 ３１ メインエネルギーウィンドウ内収集部、 ３２ メインエネルギーウィンドウ外収集部、 ３３ メインエネルギーウィンドウ外加算部、 ３４ メインエネルギーウィンドウ内加算部、 ３５ 補正係数取得部、 ３６ 補正部、 ３７ 表示部、 ３８ 重ね表示部、 ３９ カウント値記録ＤＢ、 ４０ ピクセル用配列、 ４１ａ、４２ａ、４３ａ、４１ｂ、４２ｂ、４３ｂ、４１ｃ、４２ｃ、４３ｃ ピクセル、 ６０ 内部回路、 ６１ ＣＰＵ、 ６２ ＲＯＭ、 ６３ ＲＡＭ、 ６４ 表示装置、 ６５ ＶＲＡＭ、 ６６ 画像制御部、 ６８ａ ディスク、 ６８ｎ ＣＤ−ＲＯＭ、 ６７ コントローラ、 ７２ 入力操作部、 ７０ 入力制御部、 ７４ 外部Ｉ／Ｆ部、 ７６ バス、 ８０ ライン、 ８１ ^９９ｍＴｃ水溶液が入った領域、 ８２ ^９９ｍＴｃ水溶液が入っていない領域、 ８５、８５、９０、９１、９２、９３ カウントプロファイルカーブ。

Claims (15)

1. 測定された放射性同位元素の分布状態を補正する核医学データ処理装置であって、
   前記核医学データ処理装置に接続されたガンマカメラに、放射性同位元素に固有の光電ピークを中心とする所定の幅のメインエネルギーウィンドウ内のエネルギーを有するガンマ線のカウント値を該ガンマ線が入射した平面上の位置毎に収集させ、カウント値記録部の該位置に対応する要素内にメインエネルギーウィンドウ内カウント値として記録するメインエネルギーウィンドウ内収集手段と、
   前記ガンマカメラに、上記メインエネルギーウィンドウ外のエネルギーを有するガンマ線のカウント値を該ガンマ線が入射した平面上の位置毎に収集させ、前記カウント値記録部の該位置に対応する要素内にメインエネルギーウィンドウ外カウント値として記録するメインエネルギーウィンドウ外収集手段と、
   前記カウント値記録部の各要素内に記録されたメインエネルギーウィンドウ外カウント値の総和を求めるメインエネルギーウィンドウ外加算手段と、
   前記カウント値記録部の各要素内に記録されたメインエネルギーウィンドウ内カウント値の総和を求めるメインエネルギーウィンドウ内加算手段と、
   前記メインエネルギーウィンドウ外加算手段により求められた総和を前記メインエネルギーウィンドウ内加算手段により求められた総和で除した補正係数を求める補正係数取得手段と、
   前記カウント値記録部の各要素内に記録されたメインエネルギーウィンドウ内カウント値と該メインエネルギーウィンドウ内カウント値に上記補正係数を乗じた値とを加算した結果を、該要素内に補正後カウント値として記録する補正手段とを備えたことを特徴とする核医学データ処理装置。
2. 請求項１記載の核医学データ処理装置において、前記カウント値記録部の各要素内に記録された補正後カウント値に基づき、補正後の放射性同位元素の分布状態を所定の形式で表示装置に表示する表示手段をさらに備えたことを特徴とする核医学データ処理装置。
3. 請求項２記載の核医学データ処理装置において、前記表示手段により表示された分布状態に重ねて他の分布状態を表示する重ね表示手段をさらに備えたことを特徴とする核医学データ処理装置。
4. 請求項３記載の核医学データ処理装置において、前記重ね表示手段が表示する他の分布状態は、前記カウント値記録部の各要素内に記録されたメインエネルギーウィンドウ内カウント値に基づく放射性同位元素の所定の形式の分布状態、同一の被検体について前記ガンマカメラに収集させたガンマ線のカウント値に基づくＴＥＷ法又はＤＥＷ法に基づく放射性同位元素の所定の形式の分布状態の少なくとも１つを含むことを特徴とする核医学データ処理装置。
5. 請求項３記載の核医学データ処理装置において、前記重ね表示手段が表示する他の分布状態は、異なる複数の所定の幅のエネルギーウィンドウについて得られた前記カウント値記録部の各要素内に記録された補正後カウント値に基づく補正後の放射性同位元素の分布状態であることを特徴とする核医学データ処理装置。
6. 請求項１乃至５のいずれかに記載の核医学データ処理装置において、前記所定の幅は、放射性同位元素に固有の光電ピークにおけるエネルギーの±２．５％以上±１０％以下であることを特徴とする核医学データ処理装置。
7. ガンマカメラにより測定された放射性同位元素の分布状態の補正をコンピュータに実行させるための核医学データ処理プログラムであって、
   前記ガンマカメラを用いて収集されたカウント値を記録したカウント値記録部を用いるものであり、該カウント値記録部は、
   前記ガンマカメラに、放射性同位元素に固有の光電ピークを中心とする所定の幅のメインエネルギーウィンドウ内のエネルギーを有するガンマ線のカウント値を該ガンマ線が入射した平面上の位置毎に収集させ、該位置に対応する要素内にメインエネルギーウィンドウ内カウント値として記録されたものと、
   前記ガンマカメラに、上記メインエネルギーウィンドウ外のエネルギーを有するガンマ線のカウント値を該ガンマ線が入射した平面上の位置毎に収集させ、該位置に対応する要素内にメインエネルギーウィンドウ外カウント値として記録されたものとを含んでおり、コンピュータを、
   前記カウント値記録部の各要素内に記録されたメインエネルギーウィンドウ外カウント値の総和を求めるメインエネルギーウィンドウ外加算手段、
   前記カウント値記録部の各要素内に記録されたメインエネルギーウィンドウ内カウント値の総和を求めるメインエネルギーウィンドウ内加算手段、
   前記メインエネルギーウィンドウ外加算手段により求められた総和を前記メインエネルギーウィンドウ内加算手段により求められた総和で除した補正係数を求める補正係数取得手段、
   前記カウント値記録部の各要素内に記録されたメインエネルギーウィンドウ内カウント値と該メインエネルギーウィンドウ内カウント値に上記補正係数を乗じた値とを加算した結果を、該要素内に補正後カウント値として記録する補正手段として機能させるための核医学データ処理プログラム。
8. 請求項７記載の核医学データ処理プログラムにおいて、前記カウント値記録部の各要素内に記録された補正後カウント値に基づき、補正後の放射性同位元素の分布状態を所定の形式で表示装置に表示する表示手段をさらに備えたことを特徴とする核医学データ処理プログラム。
9. 請求項８記載の核医学データ処理プログラムにおいて、前記表示手段により表示された分布状態に重ねて他の分布状態を表示する重ね表示手段をさらに備えたことを特徴とする核医学データ処理プログラム。
10. 請求項９記載の核医学データ処理プログラムにおいて、前記重ね表示手段が表示する他の分布状態は、前記カウント値記録部の各要素内に記録されたメインエネルギーウィンドウ内カウント値に基づく放射性同位元素の所定の形式の分布状態、同一の被検体について前記ガンマカメラに収集させたガンマ線のカウント値に基づくＴＥＷ法又はＤＥＷ法に基づく放射性同位元素の所定の形式の分布状態の少なくとも１つを含むことを特徴とする核医学データ処理プログラム。
11. 請求項９記載の核医学データ処理プログラムにおいて、前記重ね表示手段が表示する他の分布状態は、異なる複数の所定の幅のエネルギーウィンドウについて得られた前記カウント値記録部の各要素内に記録された補正後カウント値に基づく補正後の放射性同位元素の分布状態であることを特徴とする核医学データ処理プログラム。
12. 請求項７乃至１１のいずれかに記載の核医学データ処理プログラムにおいて、前記所定の幅は、放射性同位元素に固有の光電ピークにおけるエネルギーの±２．５％以上±１０％以下であることを特徴とする核医学データ処理プログラム。
13. 請求項７乃至１２のいずれかに記載の核医学データ処理プログラムを記録したコンピュータ読取り可能な記録媒体。
14. ガンマカメラにより測定された放射性同位元素の分布状態を補正する核医学データ処理方法であって、コンピュータを用いて、
    メインエネルギーウィンドウ内収集手段が、前記ガンマカメラに、放射性同位元素に固有の光電ピークを中心とする所定の幅のメインエネルギーウィンドウ内のエネルギーを有するガンマ線のカウント値を該ガンマ線が入射した平面上の位置毎に収集させ、カウント値記録部の該位置に対応する要素内にメインエネルギーウィンドウ内カウント値として記録するメインエネルギーウィンドウ内収集ステップと、
    メインエネルギーウィンドウ外収集手段が、前記ガンマカメラに、上記メインエネルギーウィンドウ外のエネルギーを有するガンマ線のカウント値を該ガンマ線が入射した平面上の位置毎に収集させ、前記カウント値記録部の該位置に対応する要素内にメインエネルギーウィンドウ外カウント値として記録するメインエネルギーウィンドウ外収集ステップと、
    メインエネルギーウィンドウ外加算手段が、前記カウント値記録部の各要素内に記録されたメインエネルギーウィンドウ外カウント値の総和を求めるメインエネルギーウィンドウ外加算ステップと、
    メインエネルギーウィンドウ内加算手段が、前記カウント値記録部の各要素内に記録されたメインエネルギーウィンドウ内カウント値の総和を求めるメインエネルギーウィンドウ内加算ステップと、
    補正係数取得手段が、前記メインエネルギーウィンドウ外加算ステップで求められた総和を前記メインエネルギーウィンドウ内加算ステップで求められた総和で除した補正係数を求める補正係数取得ステップと、
    補正手段が、前記カウント値記録部の各要素内に記録されたメインエネルギーウィンドウ内カウント値と該メインエネルギーウィンドウ内カウント値に上記補正係数を乗じた値とを加算した結果を、該要素内に補正後カウント値として記録する補正ステップとを備えたことを特徴とする核医学データ処理方法。
15. ガンマカメラにより測定された放射性同位元素の分布状態を補正する核医学データ処理方法であって、
    前記ガンマカメラを用いて収集されたカウント値を記録したカウント値記録部を用いるものであり、該カウント値記録部は、
    メインエネルギーウィンドウ内収集手段により、前記ガンマカメラに、放射性同位元素に固有の光電ピークを中心とする所定の幅のメインエネルギーウィンドウ内のエネルギーを有するガンマ線のカウント値を該ガンマ線が入射した平面上の位置毎に収集させ、該位置に対応する要素内にメインエネルギーウィンドウ内カウント値として記録されたものと、
    メインエネルギーウィンドウ外収集手段により、前記ガンマカメラに、上記メインエネルギーウィンドウ外のエネルギーを有するガンマ線のカウント値を該ガンマ線が入射した平面上の位置毎に収集させ、前記カウント値記録部の該位置に対応する要素内にメインエネルギーウィンドウ外カウント値として記録されたものとを含んでおり、コンピュータを用いて、
    メインエネルギーウィンドウ外加算手段が、前記カウント値記録部の各要素内に記録されたメインエネルギーウィンドウ外カウント値の総和を求めるメインエネルギーウィンドウ外加算ステップと、
    メインエネルギーウィンドウ内加算手段が、前記カウント値記録部の各要素内に記録されたメインエネルギーウィンドウ内カウント値の総和を求めるメインエネルギーウィンドウ内加算ステップと、
    補正係数取得手段が、前記メインエネルギーウィンドウ外加算ステップで求められた総和を前記メインエネルギーウィンドウ内加算ステップで求められた総和で除した補正係数を求める補正係数取得ステップと、
    補正手段が、前記カウント値記録部の各要素内に記録されたメインエネルギーウィンドウ内カウント値と該メインエネルギーウィンドウ内カウント値に上記補正係数を乗じた値とを加算した結果を、該要素内に補正後カウント値として記録する補正ステップとを備えたことを特徴とする核医学データ処理方法。