JPH09318751A - 核医学診断装置 - Google Patents
核医学診断装置Info
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- JPH09318751A JPH09318751A JP13629196A JP13629196A JPH09318751A JP H09318751 A JPH09318751 A JP H09318751A JP 13629196 A JP13629196 A JP 13629196A JP 13629196 A JP13629196 A JP 13629196A JP H09318751 A JPH09318751 A JP H09318751A
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Abstract
と、画像化のためのガンマ線の収集動作と並行して吸収
補正のためのデータ収集動作を行うことを可能にする核
医学診断装置を提供することである。 【解決手段】本発明は、被検体に投与された放射性同位
元素から放射されるガンマ線をメイン検出器15,17
で検出し、メイン検出器の出力に基づいて放射性同位元
素の体内分布を画像化する核医学診断装置において、ガ
ンマ線を放射する面線源23と、面線源から放射され、
被検体を透過したガンマ線を検出する半導体検出器25
とを具備したことを特徴とする。
Description
た放射性同位元素から放射されるガンマ線を検出し、放
射性同位元素の体内分布を画像化する核医学診断装置に
関する。
種を用いて放射性同位元素の崩壊時の一個のガンマ線の
検出を行い、この検出データに基づいて2次元的なガン
マ線蓄積画像をえることを特徴としたシングルフォトン
カメラと、ポジトロン核種を用いて陽電子が消滅する際
に反対方向に一対のガンマ線を放出することを利用し、
放出場所を特定することにより2次元的なガンマ線の蓄
積画像を得ることを特徴としたポジトロンカメラとに分
類される。
し、それに基づいて断層像を再構成する断層イメージン
グの技術(ECT(emission computed tomography))が
実用化されている。このECTは、シングルフォトンE
CT(SPECT)と、ポジトロンECT(PET)と
に大別される。いずれのECTでも、検出器が被検体の
周囲を回転する回転型のものが主流を占めている。この
ようなECTでは、分布画像の画素毎のカウントの定量
性を確保するために、散乱線補正や吸収補正が不可欠と
される。
することが必要であり、これにはメイン検出器が流用さ
れる。つまり、面線源やライン線源が被検体を挟んでメ
イン検出器に対向する位置に配置される。そして、線源
から放射され被検体を透過したガンマ線がメイン検出器
で検出される。このときのメイン検出器の出力に対して
散乱線補正やクロストーク補正が行われ、この結果に基
づいて吸収補正が行われる。このような吸収補正には次
のような問題点がある。 (1)メイン検出器の多くはシンチレータと光電子増倍
管(PMT)とを組み合わせた方式でガンマ線を検出す
るというもので、この方式はエネルギー分解能が低く、
したがって散乱線補正やクロストーク補正の精度には限
界があり、吸収補正の精度は低くならざるをえなかっ
た。 (2)被検体を透過したガンマ線の検出にメイン検出器
が流用されるので、この検出動作を、画像化のためのガ
ンマ線の収集動作の前に、あるいは後に行うか、収集動
作中に時分割して行っていた。 (3)メイン検出器はエネルギー分解能が低いため、実
際に画像化のために生体に投与される放射性同位元素か
らのガンマ線に近傍するエネルギーのガンマ線を使っ
て、吸収補正を行うことはできなかった。 (4)メイン検出器が被検体に最近接する軌道を描きな
がら吸収補正のデータを収集することはできなかった。
補正の精度を向上すること、画像化のためのガンマ線の
収集動作と並行して吸収補正のためのデータ収集動作を
行うことを可能にする核医学診断装置を提供することで
ある。
された放射性同位元素から放射されるガンマ線をメイン
検出器で検出し、前記メイン検出器の出力に基づいて前
記放射性同位元素の体内分布を画像化する核医学診断装
置において、ガンマ線を放出する線源と、前記線源から
放出され、前記被検体を透過したガンマ線を検出する半
導体検出器とを具備したことを特徴とする。
て、前記メイン検出器の出力を吸収補正する手段をさら
に備えたことを特徴とする。また、前記半導体検出器
は、CdZnTeの半導体素子を有することを特徴とす
る。
体検出器は半導体素子の2次元配列構造を有することを
特徴とする。また、前記メイン検出器で検出されるガン
マ線の入射方向に対して、交差する向きに前記線源から
ガンマ線が放射されることを特徴とする。
マ線の入射方向に対して、略直交する向きに前記線源か
らガンマ線が放射されることを特徴とする。また、前記
線源にはガンマ線の放射方向を制限するための遮蔽板が
設けられることを特徴とする。
記線源に着脱可能な遮蔽蓋をさらに備えることを特徴と
する。また、前記線源から放射されるガンマ線のエネル
ギーは、前記被検体に投与される放射性同位元素から放
射されるガンマ線のエネルギーとは異なることを特徴と
する。
ネルギーが相違する複数種類の線源を有することを特徴
とする。また、前記線源は、ガンマ線を放射する複数の
線源の離散的な構造を有することを特徴とする。
メイン検出器を支持する支持部に設けられることを特徴
とする。また、前記格納庫は、前記線源の格納時に前記
線源からのガンマ線の漏洩を防止するための遮蔽構造を
有することを特徴とする。
検出動作と前記半導体検出器によるガンマ線の検出動作
とは同期して実施可能であることを特徴とする。また、
前記線源と前記半導体検出器との少なくとも一方を前記
被検体に対して移動する移動手段をさらに備えることを
特徴とする。
に対して前記半導体検出器を移動させるものであり、前
記メイン検出器の検出面の法線方向に沿って前記半導体
検出器を移動することを特徴とする。
に対して前記半導体検出器を移動させるものであり、前
記メイン検出器の検出面の法線に直交する方向に沿って
前記半導体検出器を移動することを特徴とする。
囲を断続的に回転することに同期して、前記線源と前記
半導体検出器との少なくとも一方を任意の範囲で往復移
動することを特徴とする。
子が離散的に配置された構造を有し、前記移動手段は前
記半導体検出器を揺動する手段を有することを特徴とす
る。また、前記半導体検出器の出力に基づいてガンマ線
の吸収率を反映した画像を生成する手段をさらに備える
ことを特徴とする。
ネルギースペクトル解析する手段をさらに備えることを
特徴とする。 (作用)半導体検出器のエネルギー分解能は、シンチレ
ータと光電子増倍管とを組み合わせた方式より高く、し
たがって散乱線補正やクロストーク補正の精度を向上で
き、これにより、吸収補正の精度を向上することができ
る。
子増倍管とを組み合わせた方式のそれより小型化を実現
しており、したがってメイン検出器とは別体で吸収補正
のための半導体検出器を設けることが可能である。メイ
ン検出器とは別体で吸収補正のための半導体検出器を設
けているので、画像化のためのガンマ線の収集動作と並
行して吸収補正のためのデータ収集動作を行うことが可
能となり得る。
置の一実施形態を図面を参照して説明する。なお、核医
学診断装置には、シングルフォトンカメラ、ポジトロン
カメラ、SPECT、PET等が含まれる。ここでは、
これらを兼用できる回転型2検出器タイプを一例として
説明するが、他のタイプの採用を否定するものではな
い。
架台部の斜視図を示し、図2に図1の側面図を示す。図
3(a)に図1のメイン検出器の検出面の法線上から見
た図を示し、図3(b)に図1のメイン検出器の側面図
を示す。
21を介して2つのメイン検出器15,17が、被検体
Pを挟んで互いに検出面が対向した状態で支持されてお
り、回転板13の回転によりメイン検出器15,17は
被検体Pの周囲を回転できるようになっている。2つの
メイン検出器15,17のガンマ線入射側には、ガンマ
線入射方向を検出面に略垂直な方向だけに制限するコリ
メータが設けられている。架台11は被検体Pの体軸に
沿って設けられたレール上を移動することにより、被検
体Pに体軸に対して平行に移動できる。
をY軸(被検体Pの体軸と平行な方向)、2つのメイン
検出器15,17の検出面の法線と平行にZ軸、Y−Z
面に直交するようにX軸とした直交3軸の回転座標系を
規定するものとする。この場合、X−Y面はメイン検出
器15,17の検出面と平行になる。また、後述するよ
うに、面線源23の放射面や半導体検出器25の検出面
は矩形であり、これらの短軸はY軸と平行になり、長軸
はZ軸と平行になる。また、メイン検出器15,17の
間に配置される被検体Pの体軸は、Y軸と略平行にな
る。また、半導体検出器25の検出面のY軸方向の長さ
(短軸の長さ)は、メイン検出器15,17の検出面の
Y軸方向の長さよりも短くなっている。
17が独立して被検体Pに対して接近及び離間できるよ
うに、Z軸と平行にスライド自在に回転板13に取り付
けられる。
して、吸収補正のためのデータ(吸収補正データ)を収
集するために、架台11の回転板13には、スライドア
ーム27,29を介して、ガンマ線を放射するための面
線源23と、面線源23から放射され、被検体Pを透過
したガンマ線を検出するための半導体検出器25とが、
それぞれの放射面と検出面とがメイン検出器15,17
の検出面と垂直なY−Z面と平行になり、そして放射面
と検出面とが被検体Pを挟んで対向した状態を維持した
ままでY軸と平行に移動可能に支持される。つまり、面
線源23からのガンマ線の放射方向が、コリメータを通
過してメイン検出器15,17で検出されるガンマ線の
入射方向に対して、交差する、好ましくは直交するよう
に、面線源23が設けられ、またこの面線源23に対峙
する向きに半導体検出器25が設けられる。
は、メイン検出器15,17の自由なスライドを疎外す
ることがないように、図3に示すように、メイン検出器
15,17及びアーム19left,19right ,21lef
t,21right の外側に設けられる。
放射性同位元素から放射されるイメージングのためのガ
ンマ線のエネルギーとは異なるエネルギーのガンマ線を
放射する複数の線源24の稠密な2次元配列構造が採用
される。ただし、吸収補正の精度を向上させるには、イ
メージングのためのガンマ線と同じ又はそれに非常に近
いエネルギーのガンマ線で吸収補正データを収集するこ
とが好ましい。本発明のような半導体検出器のエネルギ
ー分解能は、従来のシンチレータと光電子増倍管(PM
T)とを組み合わせた方式のそれに比べて著しく高く、
エネルギースペクトラム解析は、面線源23からのガン
マ線成分だけを高精度で且つ容易に弁別することを可能
とする。したがって、イメージングのためのガンマ線に
非常に近いエネルギーのガンマ線の線源24で面線源2
3を構成し、吸収補正精度を向上させることが可能とな
り得る。
面に関する断面図を示し、同図(b)に半導体検出器2
5の半導体素子の配列を示す。半導体検出器25は、例
えばCdZnTeのn個の半導体素子31がZ軸と平行
に一列に稠密に配列され、この列がY軸と平行にm列稠
密に配列されたZ軸方向に長い全体矩形(例えば長さ約
30cm〜50cm、幅2cm〜5cm)の2次元の配
列構造を有する。半導体素子31の面線源23側には、
検出面に略垂直な方向から入射するガンマ線だけを通過
させて、散乱線の入射を低減するための鉛等の平行孔型
コリメータ35が設けられる。半導体素子31それぞれ
には、プリアンプとアナログディジタルコンバータとか
らなるセット33が1つづつ電気的に接続され、ガンマ
線がある半導体素子31に入射すると、当該半導体素子
31に対応するアナログディジタルコンバータからその
エネルギーに応じたディジタル信号が出力されるように
なっている。これら半導体素子31等は、ノイズの原因
となる外乱ガンマ線の側面や背面からの入射を防止する
ために鉛等の遮蔽ケース37に収容される。
の放射方向を放射面に略垂直な方向だけに制限し、面線
源23から放射されたガンマ線が斜め方向からメイン検
出器15,17に入射することを防止し、且つ被検体P
の被爆量を極力抑えるために、鉛等の平行スリット4
1、または/及び図6に示すように鉛等の方形筒状の遮
蔽ウインドウ43が面線源23の放射面に設けられる。
また、面線源23からのガンマ線の漏洩を防止するため
に、面線源23は、鉛等の遮蔽ケース55に収容され
る。
管するための格納庫47が設けられる。面線源23をス
ライドアーム27から取り外し、格納庫47に収めるよ
うにしてもよいし、図2に示すようにスライドアーム2
7のスライドに伴ってそのまま格納庫47に収めるよう
にしてもよいし、図7(b)に示すように軸51を中心
に面線源23をスライドアーム27に折り畳み、そして
スライドアーム27を回転軸53を中心として略90°
回転することにより格納庫47に収めるようにしてもよ
い。なお、図示しないが、半導体検出器25を格納する
格納庫も架台11に設けられる。
源23からのガンマ線の不要な漏洩を防止するために、
不使用時には面線源23の遮蔽ケース55を鉛等の遮蔽
板45で蓋して内部を密閉できるようになっている。ま
た、これに代えて、図7(a)に示すように、架台11
の格納庫49の対応部分にこの遮蔽板45を張り付ける
ようにしてもよい。
のブロック図を示す。この核医学診断装置は、システム
コントローラ61を制御中枢として次のように構成され
ている。移動機構67は、面線源23と半導体検出器2
5とを互いに対向した状態を保ったままでY軸と平行に
直線的に移動するために必要とされる構造、駆動源及び
ロータリエンコーダ等の位置センサ等を有している。回
転機構75は、回転板13を連続的又は5°等の一定角
度毎に断続的に回転するために必要とされる構造、駆動
源及びロータリエンコーダ等の角度センサを有してい
る。
5°等の所定角度毎に断続的に停止、回転を繰り返す。
この回転に同期して、回転が停止している期間、被検体
Pに投与された放射性同位元素から放射されたガンマ線
は、メイン検出器15,17で検出される。プロセッサ
63は、例えば被検体Pの周囲1周分に相当するメイン
検出器15,17に出力信号に基づいて断層像データを
再構成する。この断層像データは、ディスプレイ65に
表示される。
タイム(同時進行)で、吸収補正データの収集が行われ
る。面線源23と半導体検出器25とは、メイン検出器
15,17と回転板13を共有しているので、メイン検
出器15,17の回転、停止に完全に同期して、被検体
Pの周囲を回転し、また停止する。回転が停止している
期間又はそれより短い所定期間をかけて、面線源23及
び半導体検出器25は被検体Pに対して、オペレータに
より指定された例えば心臓等の目的部位を含む任意の範
囲を移動する。回転期間中は面線源23及び半導体検出
器25は移動しない。次の停止期間では、面線源23及
び半導体検出器25は当該範囲を逆向きに移動する。
ている期間、半導体検出器25では面線源23から放射
され、被検体Pを透過したガンマ線の検出が繰り返され
る。ガンマ線はその入射位置に存在する1つの半導体素
子31のみに入射する。ガンマ線がある半導体素子31
に入射すると、当該半導体素子31に対応するアナログ
ディジタルコンバータから、そのガンマ線のエネルギー
に応じたレベルで1つのディジタル信号が出力される。
つまり、ガンマ線の入射位置は、そのガンマ線入射によ
り信号を出力する半導体素子31の位置(X,Y)と、
半導体検出器25の位置(Y)とにより容易に特定でき
る。
導体検出器25から信号が出力される毎に、半導体検出
器25からの出力信号のレベルに対応するエネルギーチ
ャンネル(CH)、位置(XY)、及び半導体検出器2
5(回転板13)の回転角度(θ)に対応する計数値C
(CH,XY,θ)を1つ増加する。このような計数動
作は、面線源23及び半導体検出器25が移動している
期間、継続される。これにより、位置(XY)毎、さら
に半導体検出器25(回転板13)の回転角度(θ)毎
に、エネルギースペクトラムが収集される。
ネルギースペクトラムを個々に解析し、台形近似を利用
したTEW(triple energy window)法等により散乱線
成分を補正し、またクロストーク補正を行う。 吸収補
正データ作成部73は、補正後のエネルギースペクトラ
ムに基づいて吸収補正データを作成する。この吸収補正
データは、システムコントローラ61を介して、プロセ
ッサ63に転送される。
17の出力信号を吸収補正データに基づいて吸収補正
し、吸収補正された信号に基づいて、投与された放射性
同位元素の生体内の断層分布としての断層像データを再
構成する。
ネルギー分解能は、従来のシンチレータと光電子増倍管
(PMT)とを組み合わせたシンチレーション方式のそ
れに比べて著しく高く、したがって人体でガンマ線が散
乱しエネルギーシフトを起したような場合でも、ホトピ
ークを中心に十分狭いエネルギーウインド(例えば99m
Tcの場合、半導体検出器25は5%のエネルギー分解
能を有するとするとホトピークを中心に約±5%のエネ
ルギーウインドを設定する)を設定してやることにより
従来のシンチレーション方式の検出器では得ることがで
きない精度の良い散乱線成分の本質的除去が可能で、面
線源23を用いても十分精度の良い吸収補正が可能で、
半導体検出器25の持つ計数率特性の良さを含め感度の
高い吸収補正のための収集が可能である。
く、かつ短時間に吸収補正のため収集が可能で、面線源
23の線量の設計によっては通常のSPECT収集と同
時に行なえる特徴の他、通常のSPECT収集時間の数
分の1の吸収補正のための収集時間で補正のための収集
が終わり、更に通常の収集に対する面線源からのクロス
トーク成分を減らすことも可能となる。なお、十分吸収
補正のための収集時間が通常収集時間と比較し短いな
ら、吸収補正のための収集と通常収集を時分割で行な
い、両者の収集精度を上げることも可能である。
半導体検出器25、その他移動機構等を含む)が物理的
に架台11に設置されているため、SPECTの連続又
はSTEPあるいは、回転半径固定/最近接軌道、頭部
SPECT/全身(心臓)SPECTどの場合でも吸収
補正のための収集を行なうことが可能、また同補正のた
めの収集においてTEWで代表される散乱線補正を本半
導体検出器ユニットあるいはSPECT収集に用いられ
る検出器に適用してやることにより更に理想的な定量的
解析が可能な補正を実現することが可能である。
る。 (1)従来の吸収補正では、本来SPECTとして使用
するメイン検出器を利用し吸収補正を行なうことに起因
する様々な問題があったが、吸収補正用の専用検出器と
して半導体検出器を用いるため小型でかつ本来のSPE
CT収集に対する影響が少なくかつ同時にSPECT/
吸収補正を実施することが可能である。 (2)従来のSPECT装置に簡単に取付けることが可
能である。 (3)半導体検出器のエネルギー分解能が極めて高いた
め吸収補正の精度が向上する。 (4)面線源の前側に鉛製ウインドあるいはコリメータ
を設置することにより、通常のSPECT収集に面線源
からの散乱線の飛び込みの影響が減る他、被検体の被爆
量が減る。 (5)本発明では頭部SPECTでも心臓SPECTあ
るいは他のSPECTでも同じ方法で吸収補正を行なう
ことが可能である。 (6)SPECT収集モードが連続収集あるいはSTE
P収集、最近接軌道収集であっても吸収補正を行なうこ
とが可能となる。 (7)吸収補正を行わないときは、面線源ならび半導体
検出器を被検体から退避させて、面線源を遮蔽しあるい
は取り外すことにより極めて簡便かつ被爆に対する安全
性を確保することが可能となる。
ある。図11に示すように、メイン検出器15,17が
架台11に内蔵されたタイプにも、吸収補正システム
(面線源23、半導体検出器25、その他移動機構等を
含む)を適用することができる。この場合、架台11の
回転部に固定されたレール71に面線源23が移動可能
に取り付けられ、図示しないが反対側にも半導体検出器
25が同様のレールに取り付けられる。このレール71
の一端側に面線源23の格納庫47が設けられる。
導体検出器25はZ方向に長く、Y方向に移動可能に設
けているが、Y方向に長く、Z方向に移動可能に設けて
もよいし、図12に示すように、一方のメイン検出器1
5の検出面と被検体Pとの間に面線源23をX方向に長
く、メイン検出器の検出面に沿ってY方向に移動可能に
設けてもよい。
源23と半導体検出器25とを平行に向き合わせ、パラ
レルなガンマ線を検出するようにしたが、図13に示す
ように、面線源23’の放射面を半導体検出器25の検
出面よりZ方向に短くし、これに合わせて半導体検出器
25にファンビームコリメータ73を取り付けるように
してもよい。このようなファンビーム状にガンマ線を検
出する方式は、小児、小動物、頭部等の比較的サイズの
小さい対象に対して、半導体検出器25の空間分解能を
向上させる点で好適である。この場合、スライドアーム
27に対し面線源23と小さい面線源23’とを交換可
能とし、半導体検出器25に対しパラレルコリメータと
ファンビームコリメータ73とを交換可能とすることに
より、対象の大きさに応じていずれの方式も適用でき
る。
されたSPECT専用器でも、吸収補正システム(面線
源23、半導体検出器25、その他移動機構等を含む)
を適用することができる。この場合、図14に示すよう
に、3角の頂点で隣り合うメイン検出器75,77の間
に矩形の面線源23をY方向に沿って配置し、面線源2
3に対向するメイン検出器79の検出面に沿って半導体
検出器25が移動可能に設けられる。
の出力に基づいて吸収補正データを作成するようにして
いるが、図15に示すように、ガンマ線の計数値が2次
元で取得され、また角度毎に取得されているので、半導
体検出器25の出力に基づいて角度毎にガンマ線の透過
画像を生成することも可能である。同様に、半導体検出
器25の出力に基づいて断層像を再構成することも可能
である。
(a),(b)に示すように、放射ガンマ線のエネルギ
ーの相違する複数種類、例えば57Coと 241Amの2種
の面線源241 ,242 を長軸に沿って交互に配置した
り、2種の面線源241 ,242 を短軸に沿って並列す
るようにしてもよい。
位元素とは異なるエネルギーのガンマ線を放出するよう
にし、半導体検出器25の出力に所定のウインドウ処理
を施して被検体内の放射線同位元素から放出されたガン
マ線の計数値(エミッション計数値)と、面線源23か
ら放出されたガンマ線の計数値(トランスミッション計
数値)とをそれぞれ求めても良い。この半導体検出器2
5の出力に基づくエミッション計数値をメイン検出器1
5の計数値に加算して、被検体内の放射性同位元素の分
布像を求めることにより、良好な画像を得ることができ
る。このように半導体検出器25の出力に基づくエミッ
ション計数値とメイン検出器15の計数値とに基づい
て、被検体内の放射性同位元素の分布像を求める方法
は、図12のように半導体検出器25がメイン検出器1
5の検出面全面を移動する場合に有効である。なお、吸
収補正は、トランスミッション計数値を用いて、半導体
検出器25の出力に基づく計数値とメイン検出器15の
計数値都の加算値を補正すればよい。また、加算前にそ
れぞれの計数値をトランスミッション計数値を用いて補
正してもよい。
に、半導体素子31を長軸方向(Z軸方向)に沿って一
定のスペース(デッドスペース)を隔てて離散的に配列
して半導体検出器25を構成してもよいし、また同様に
図18(a),(b)に示すように、線源24を長軸方
向(Z軸方向)に沿って一定のスペース(デッドスペー
ス)を隔てて離散的に配列して面線源23を構成しても
よし。この場合、半導体検出器25や面線源23の移動
方向(短軸方向(Y軸方向))に直交する向き(長軸方
向(Z軸方向))と平行に、上記デッドスペースの距離
だけ往復移動する機構を介してアームに半導体検出器2
5や面線源23を設け、吸収補正データ収集期間中には
半導体検出器25や面線源23をZ軸方向に揺動しなが
らY方向に沿って移動させることにより、線源24を稠
密に連続的に配置した場合と同様の機能を達成すること
ができる。その他本発明は上述した実施形態に限定され
ることなく、種々変形して実施可能である。
位元素から放射されるガンマ線をメイン検出器で検出
し、前記メイン検出器の出力に基づいて前記放射性同位
元素の体内分布を画像化する核医学診断装置において、
ガンマ線を放射する線源と、前記線源から放射され、前
記被検体を透過したガンマ線を検出する半導体検出器と
を具備したことを特徴とする。
チレータと光電子増倍管とを組み合わせた方式より高
く、したがって散乱性補正やクロストーク補正の精度を
向上でき、これにより、吸収補正の精度を向上すること
ができる。
子増倍管とを組み合わせた方式のそれより小型化を実現
しており、したがってメイン検出器とは別体で吸収補正
のための半導体検出器を設けることが可能である。メイ
ン検出器とは別体で吸収補正のための半導体検出器を設
けているので、画像化のためのガンマ線の収集動作と並
行して吸収補正のためのデータ収集動作を行うことが可
能となり得る。
位置関係を示す図。
ロック図。
器とのエネルギ津ぎー分解能の比較図。
適用例を示す図。
器の検出面に沿って移動する変形例を示す図。
器を示す図。
機への適用例を示す図。
図。
器の変形例を示す図。
示す図。
Claims (21)
- 【請求項1】 被検体に投与された放射性同位元素から
放射されるガンマ線をメイン検出器で検出し、前記メイ
ン検出器の出力に基づいて前記放射性同位元素の体内分
布を画像化する核医学診断装置において、 ガンマ線を放出する線源と、 前記線源から放出され、前記被検体を透過したガンマ線
を検出する半導体検出器とを具備したことを特徴とする
核医学診断装置。 - 【請求項2】 前記半導体検出器の出力に基づいて、前
記メイン検出器の出力を吸収補正する手段をさらに備え
たことを特徴とする請求項1記載の核医学診断装置。 - 【請求項3】 前記半導体検出器は、CdZnTeの半
導体素子を有することを特徴とする請求項1記載の核医
学診断装置。 - 【請求項4】 前記線源は面線源を有し、前記半導体検
出器は半導体素子の2次元配列構造を有することを特徴
とする請求項1記載の核医学診断装置。 - 【請求項5】 前記メイン検出器で検出されるガンマ線
の入射方向に対して、交差する向きに前記線源からガン
マ線が放射されることを特徴とする請求項1記載の核医
学診断装置。 - 【請求項6】 前記メイン検出器で検出されるガンマ線
の入射方向に対して、略直交する向きに前記線源からガ
ンマ線が放射されることを特徴とする請求項5記載の核
医学診断装置。 - 【請求項7】 前記線源にはガンマ線の放射方向を制限
するための遮蔽板が設けられることを特徴とする請求項
5記載の核医学診断装置。 - 【請求項8】 ガンマ線の漏洩を防止するための前記線
源に着脱可能な遮蔽蓋をさらに備えることを特徴とする
請求項5記載の核医学診断装置。 - 【請求項9】 前記線源から放射されるガンマ線のエネ
ルギーは、前記被検体に投与される放射性同位元素から
放射されるガンマ線のエネルギーとは異なることを特徴
とする請求項1記載の核医学診断装置。 - 【請求項10】 前記線源は、放射するガンマ線のエネ
ルギーが相違する複数種類の線源を有することを特徴と
する請求項1記載の核医学診断装置。 - 【請求項11】 前記線源は、ガンマ線を放射する複数
の線源の離散的な構造を有することを特徴とする請求項
1記載の核医学診断装置。 - 【請求項12】 前記線源を格納する格納庫が、前記メ
イン検出器を支持する支持部に設けられることを特徴と
する請求項1記載の核医学診断装置。 - 【請求項13】 前記格納庫は、前記線源の格納時に前
記線源からのガンマ線の漏洩を防止するための遮蔽構造
を有することを特徴とする請求項12記載の核医学診断
装置。 - 【請求項14】 前記メイン検出器によるガンマ線の検
出動作と前記半導体検出器によるガンマ線の検出動作と
は同期して実施可能であることを特徴とする請求項1記
載の核医学診断装置。 - 【請求項15】 前記線源と前記半導体検出器との少な
くとも一方を前記被検体に対して移動する移動手段をさ
らに備えることを特徴とする請求項1記載の核医学診断
装置。 - 【請求項16】 前記移動手段は、前記メイン検出器に
対して前記半導体検出器を移動させるものであり、前記
メイン検出器の検出面の法線方向に沿って前記半導体検
出器を移動することを特徴とする請求項15記載の核医
学診断装置。 - 【請求項17】 前記移動手段は、前記メイン検出器に
対して前記半導体検出器を移動させるものであり、前記
メイン検出器の検出面の法線に直交する方向に沿って前
記半導体検出器を移動することを特徴とする請求項15
記載の核医学診断装置。 - 【請求項18】 前記移動手段は、前記メイン検出器が
前記被検体の周囲を断続的に回転することに同期して、
前記線源と前記半導体検出器との少なくとも一方を任意
の範囲で往復移動することを特徴とする請求項15記載
の核医学診断装置。 - 【請求項19】 前記半導体検出器は複数の半導体素子
が離散的に配置された構造を有し、前記移動手段は前記
半導体検出器を揺動する手段を有することを特徴とする
請求項15記載の核医学診断装置。 - 【請求項20】 前記半導体検出器の出力に基づいてガ
ンマ線の吸収率を反映した画像を生成する手段をさらに
備えることを特徴とする請求項1記載の核医学診断装
置。 - 【請求項21】 前記半導体検出器の出力に対してエネ
ルギースペクトル解析する手段をさらに備えることを特
徴とする請求項1記載の核医学診断装置。
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JP2007178364A (ja) * | 2005-12-28 | 2007-07-12 | Hitachi Ltd | 核医学診断装置 |
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JP2011502567A (ja) * | 2007-11-06 | 2011-01-27 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | 一体化された非対称平面パネル型コーンビームct及びspectシステムを備えた核医学spect−ct装置 |
-
1996
- 1996-05-30 JP JP13629196A patent/JP3881403B2/ja not_active Expired - Fee Related
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JP2014039845A (ja) * | 2007-11-06 | 2014-03-06 | Koninklijke Philips Nv | 一体化された非対称平面パネル型コーンビームct及びspectシステムを備えた核医学spect−ct装置 |
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