JPH05503145A - 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

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるため要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 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 本発明は透過トモグラフィ（ｔｏｍｏｇｒａｐｈｉｅ　ｄｅ　ｔｒａｎｓｍｉｓ ｓｉｏｎ）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−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−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−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−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−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−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ジメータによってトモデン ジ濃度（ｍｅｓｕｒｅｓ　ｄｅ　ｔｏｍｏｄｅｎｓｉｔｏｍｅｔｒｉｅｓ）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、トモデンジメータでは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−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。すわわち 、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（Ｍａｌｋｏ　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５ＰＥＣＴ肝臓画像 化（５ＰＢＣＴ　ＬｉｖｅｒＩｍａ　ｇｉｎｇ　ｕｓｉｎｇ　ａｎ　Ｉｔｅｒａ ｔｉｖｅ　Ｃｏｒｒｅｃｔｉｏｎ　Ａｌｇｏｒｉｔｈｍ　ａｎｄ　ａｎＥｘｔｅ ｒｎａｌ　Ｆｌｏｏｄ　５ｏｕｒｃｅ）」［ジャーナル　オブ　ニュークリアメ ディシン（Ｊｏｕｒｎａｌ　ｏｆ　Ｎｕｃｌｅａｒ　Ｍｅｄｉｃｉｎｅ）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−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−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　（ＣｏｍｐｕｔｅｒｉｚｅｄＴｒａｎｓｒａｉｓｓｉｏｎ　Ｄｅｎ ｓｉｔｉｏｇｒａｐｈｙ　ａｎｄ　Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ　ｗｉｔｈ　ａ　Ｇａ ｍｍａＣａｍｅｒａ）　Ｊ　［’１ＮＳＥＲＮ会議、ＩＮｓＥＲＭ、　１９７９ 年、第８８号、第２４５〜２５６頁］に記載されいてる。この方法では点源がガ ンマ−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−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−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−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−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７０ｃａＩ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（ｒｅａｒ ｒａｎｇｅｍｅｎｔ）するウェイト　（重り）付けし且つ放射線源の強度を対数 標準化（ｌｏｇ　ｎｏｒｍａｌｉｓａｔ−ｉｏｎ＞する１１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−線カメラの感度はコリメータを使用した場合の３ ００〜５００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７−線カメラの均衡を保持することができる。丸いガンマ−線 カメラの場合には、フレームも丸くシ、長方形のガンマ−線カメラの場合には、 フレームも長方形にする。鉛または鉛う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−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止いう利点もある。

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−線カメラの下側または上側に来たり、上下 が逆になる場合があるので、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７−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 −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−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ェイトを付ける 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−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−線カメラの視界を制限するため の絞りの図である。

図４は本発明で行うウェ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−線カメラ１と、検出器り の光電子増倍管アレー２１と、ガンマ−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きで構成されている。ガンマ−線カメラの 検出器りは、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−線カメラ１の検出器りも水平軸ａ７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−線カメラ１の検出器りが固定され、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−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数比すオリフィス が形成されている。この放射線源１１は図２に示しである。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 −線カメラ１と一体化されている。横断アームＩ３は検出器りに固定された一対 のスライド部品１４．１５中に嵌め込まれた状態で検出器りに対して固定されて いる。横断アーム１３は検出器り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の 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５ ２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は検出器り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。

検出器り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−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−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−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、図では記号で示しである。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−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−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３ ０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−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−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−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−線カメラの前に配置する場合にはガンマ−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、検出器りの支持スタンド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−線カメラの検出器りの下側へ位置させる。検出器り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Ｔ−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−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かでき、それによってガンマ−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ェイト　（重み ）付は補正は検出器の平面性である。このウェイト付は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 りの断面図である。検出器は放射線源１１を一部角度ｅ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０ＸＯＹ座標の軸線ＯＹと 角度Φを成す。この○ＸＯＹ座標はガンマ−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。検出器り上のサンプル部 分δｅ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ェイト付けして測 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Ｓｌの投影に対しては以下で表さ れる： ａ　＋　＝ＳＤ　ｔａｎδθ その次の部分に対しては以下で表される：ａ　２　＝　Ｓ　Ｄ　（ｔａｎ２δθ −ｔａｎδｅ）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：ａｔ ＝ｓＤ　（ｔａｎｉδｅ−ｔａｎ（ｉ　−１）δｅ）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。

ウェイト付は補正は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）　Ｊ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 えばリウエブｌ−（Ｐ、　ＬＥＩＩＩＴＴ）の「扇ビーム形幾何形状を用いたコ ンピユータ化トモグラフィ（Ｃｏｍｐｕｔｅｒｉｚｅｄ　Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ 　ｗｉｔｈ　ＦａｎＢｅａｍ　Ｇｅｏｍｅｔｒｙ）Ｊ　［「ジャーナル　オン　 コンピュータ　アシスティント　トモグラフィ（Ｊｏｕｒｎａｌ　ｏｆ　Ｃｏｍ ｐｕｔｅｒ　Ａｓｓｉｓｔｅｄｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）　Ｊ　１　（４）、１９ ７７年〕に記載されている。このアルゴリズムはウェッブ（Ｓ、　Ｗｅｂｂ）、 シュクリラフ（Ｓｕｔｃ　Ｉ　ｉｆ　ｆｅ）、プルキンシアウ（Ｂｕｒｋ　ｉｎ ｓｈａｗ）、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　ＥＣＲｅｃｏｎｓｔ ｒｕｃｔｉｏｎ　Ｆｒｏｍ　Ｅｘｐｏｎｅｎｔｉａｌｌｙ　０ｂｔａｉｎ−ｅｄ 　Ｆａｎ　Ｂｅａｍ　Ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ）　４　［ｒ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　Ｔｒａｎｓａ ｃｔｉｏｎｓ　ｏｎ　Ｍｅｄｉｃａｌ　Ｉｍａｇｉｎｇ）　Ｊ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　ｎｏｒ＋ｎａｌｉｓａｔｉｏｎ）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。上記ウェ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−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５ｍｍＸ５ｍｍの容 量のＴ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」の論文に記載されて いる。

ＩＧ−３ 国際調査報告 国際調査報告 ＦＲ９０００５６０ Ｓ＾　３９３６４

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 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（ １１）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．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．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．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．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．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．■（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．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。