JPH11337647A - 核医学診断装置 - Google Patents
核医学診断装置Info
- Publication number
- JPH11337647A JPH11337647A JP14291798A JP14291798A JPH11337647A JP H11337647 A JPH11337647 A JP H11337647A JP 14291798 A JP14291798 A JP 14291798A JP 14291798 A JP14291798 A JP 14291798A JP H11337647 A JPH11337647 A JP H11337647A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- scintillator
- gamma ray
- radioisotope
- nuclear medicine
- count value
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Granted
Links
Abstract
(57)【要約】
【課題】本発明の目的は、比較的低エネルギーに合わせ
て比較的薄く作られているシンチレータを使いながら、
エネルギーが比較的高いガンマ線の検出効率を格段に向
上でき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シンチレータ１３で光に
変換してから検出し、この検出したガンマ線を１個１個
のフォトンとして計数し、この計数結果に基づいて放射
性同位元素の体内分布を生成する核医学診断装置におい
て、シンチレータ１３内で光電効果を生起するガンマ線
の計数値に、シンチレータ１３内でコンプトン効果を生
起するガンマ線の計数値を加えて、体内分布を生成す
る。
て比較的薄く作られているシンチレータを使いながら、
エネルギーが比較的高いガンマ線の検出効率を格段に向
上でき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シンチレータ１３で光に
変換してから検出し、この検出したガンマ線を１個１個
のフォトンとして計数し、この計数結果に基づいて放射
性同位元素の体内分布を生成する核医学診断装置におい
て、シンチレータ１３内で光電効果を生起するガンマ線
の計数値に、シンチレータ１３内でコンプトン効果を生
起するガンマ線の計数値を加えて、体内分布を生成す
る。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、被検体に投与され
た放射性同位元素( 以下、ＲＩと略す) の体内分布を画
像化するガンマカメラ、ＳＰＥＣＴ、ＰＥＴ等の核医学
診断装置に関する。
た放射性同位元素( 以下、ＲＩと略す) の体内分布を画
像化するガンマカメラ、ＳＰＥＣＴ、ＰＥＴ等の核医学
診断装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】上述したように核医学診断装置には、Ｒ
Ｉの崩壊時に１個のフォトン（光子）を放出する 201Ｔ
ｌ、 99mＴｃ、 123Ｉ等のシングルフォトン核種をトレ
ーサに用いるタイプと、陽電子の消滅時にペアのフォト
ンを逆向きに放出する11Ｃや13Ｎ等のポジトロン核種を
トレーサに用いるタイプとがある。
Ｉの崩壊時に１個のフォトン（光子）を放出する 201Ｔ
ｌ、 99mＴｃ、 123Ｉ等のシングルフォトン核種をトレ
ーサに用いるタイプと、陽電子の消滅時にペアのフォト
ンを逆向きに放出する11Ｃや13Ｎ等のポジトロン核種を
トレーサに用いるタイプとがある。
【０００３】さらに、イメージングの手法としても、被
検体の近傍に固定したカメラ本体でそこに垂直に入射し
てくるガンマ線（フォトン）を一定期間計数することに
よりＲＩの投影分布（プレーン像）を得るものや、カメ
ラ本体を被検体の周囲を回転させたり又は被検体の周囲
に複数台のカメラ本体を設置して、被検体から様々な方
向に放出されるガンマ線を多方向から計数し、得られた
計数値に基づいてＸ線コンピュータ断層撮影装置（ＣＴ
スキャン）のようなＲＩの断層分布を再構成する手法等
多岐に渡っている。
検体の近傍に固定したカメラ本体でそこに垂直に入射し
てくるガンマ線（フォトン）を一定期間計数することに
よりＲＩの投影分布（プレーン像）を得るものや、カメ
ラ本体を被検体の周囲を回転させたり又は被検体の周囲
に複数台のカメラ本体を設置して、被検体から様々な方
向に放出されるガンマ線を多方向から計数し、得られた
計数値に基づいてＸ線コンピュータ断層撮影装置（ＣＴ
スキャン）のようなＲＩの断層分布を再構成する手法等
多岐に渡っている。
【０００４】ここでガンマ線の検出メカニズムとして
は、近年、ガンマ線を直接的に電気信号に変換する半導
体を使ったタイプが開発され脚光を浴びているが、その
実用化には未だ数々の障害があり、このためガンマ線を
ＮａＩのシンチレータで光に変換し、この光を複数本の
光電子増倍管（ＰＭＴ）で電気信号に変換するという旧
態のタイプが主流を占めているのが現状である。
は、近年、ガンマ線を直接的に電気信号に変換する半導
体を使ったタイプが開発され脚光を浴びているが、その
実用化には未だ数々の障害があり、このためガンマ線を
ＮａＩのシンチレータで光に変換し、この光を複数本の
光電子増倍管（ＰＭＴ）で電気信号に変換するという旧
態のタイプが主流を占めているのが現状である。
【０００５】この検出以降の処理としては、これら複数
本の光電子増倍管からの電気信号を加算し、ガンマ線の
入射エネルギーを反映しているこの加算信号の波高値
を、光電ピークを中心に設定されたエネルギーウインド
ウに通すことで、対象核種からのガンマ線なのか、外乱
線なのかを選別し、これを通ったガンマ線を１個１個の
フォトンとして入射位置毎に所定期間継続的に累進的に
計数することで、ＲＩの体内分布を生成するようになっ
ている。
本の光電子増倍管からの電気信号を加算し、ガンマ線の
入射エネルギーを反映しているこの加算信号の波高値
を、光電ピークを中心に設定されたエネルギーウインド
ウに通すことで、対象核種からのガンマ線なのか、外乱
線なのかを選別し、これを通ったガンマ線を１個１個の
フォトンとして入射位置毎に所定期間継続的に累進的に
計数することで、ＲＩの体内分布を生成するようになっ
ている。
【０００６】ところで周知の通り、光電効果は軌道電子
の放出現象であり、従って、シンチレータ内で光電効果
を生起する確率は、シンチレータが厚くなるほど向上す
る。しかし、一方で、光電効果を起こす確率だけを考慮
してシンチレータをむやみに厚くすると、光電子増倍管
間の出力偏差が少なくなって、結果的に位置計算の精度
が低下してしまう。このため、シンチレータの厚さは、
現在の核医学の分野で使用頻度の高い 201Ｔｌ、 99mＴ
ｃ、 123Ｉからの７０乃至１６０ｋｅＶという比較的低
エネルギーのガンマ線で光電効果が起きる確率が７０％
程度になるように、シンチレータの厚さが設計されてい
る。
の放出現象であり、従って、シンチレータ内で光電効果
を生起する確率は、シンチレータが厚くなるほど向上す
る。しかし、一方で、光電効果を起こす確率だけを考慮
してシンチレータをむやみに厚くすると、光電子増倍管
間の出力偏差が少なくなって、結果的に位置計算の精度
が低下してしまう。このため、シンチレータの厚さは、
現在の核医学の分野で使用頻度の高い 201Ｔｌ、 99mＴ
ｃ、 123Ｉからの７０乃至１６０ｋｅＶという比較的低
エネルギーのガンマ線で光電効果が起きる確率が７０％
程度になるように、シンチレータの厚さが設計されてい
る。
【０００７】しかし、ガンマ線はそのエネルギーが高く
なると物質の相互作用のうち光電効果の断面積が低下す
るので、ガンマ線のエネルギーが比較的高いが、使用頻
度の低い核種、例えば 131Ｉ（光電ピーク；３６４ｋｅ
Ｖ）でイメージングを行う場合、比較的低エネルギーに
合わせて比較的薄く作られているシンチレータでは、検
出効率が著しく低下してしまうという事態が不回避であ
った。
なると物質の相互作用のうち光電効果の断面積が低下す
るので、ガンマ線のエネルギーが比較的高いが、使用頻
度の低い核種、例えば 131Ｉ（光電ピーク；３６４ｋｅ
Ｖ）でイメージングを行う場合、比較的低エネルギーに
合わせて比較的薄く作られているシンチレータでは、検
出効率が著しく低下してしまうという事態が不回避であ
った。
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】本発明の目的は、比較
的低エネルギーに合わせて比較的薄く作られているシン
チレータを使いながら、エネルギーが比較的高いガンマ
線の検出効率を格段に向上できる核医学診断装置を提供
することである。
的低エネルギーに合わせて比較的薄く作られているシン
チレータを使いながら、エネルギーが比較的高いガンマ
線の検出効率を格段に向上できる核医学診断装置を提供
することである。
【０００９】
【課題を解決するための手段】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シンチ
レータで光に変換してから検出し、この検出したガンマ
線を１個１個のフォトンとして計数し、この計数結果に
基づいて前記放射性同位元素の体内分布を生成する核医
学診断装置において、前記シンチレータ内で光電効果を
生起するガンマ線の計数値に、前記シンチレータ内でコ
ンプトン効果を生起するガンマ線の計数値を加えて、前
記体内分布を生成する。 （作用）本発明によると、光電ピーク成分だけでなく、
コンプトン成分も使ってイメージングを行うので、シン
チレータを使用頻度の高い比較的低エネルギーのガンマ
線を放出する核種に合わせて薄く作っているにしても、
光電ピーク成分だけを使ってイメージングを行っていた
従来よりも、エネルギーが比較的高いガンマ線の検出効
率を格段に向上することができる。
された放射性同位元素から放射されるガンマ線をシンチ
レータで光に変換してから検出し、この検出したガンマ
線を１個１個のフォトンとして計数し、この計数結果に
基づいて前記放射性同位元素の体内分布を生成する核医
学診断装置において、前記シンチレータ内で光電効果を
生起するガンマ線の計数値に、前記シンチレータ内でコ
ンプトン効果を生起するガンマ線の計数値を加えて、前
記体内分布を生成する。 （作用）本発明によると、光電ピーク成分だけでなく、
コンプトン成分も使ってイメージングを行うので、シン
チレータを使用頻度の高い比較的低エネルギーのガンマ
線を放出する核種に合わせて薄く作っているにしても、
光電ピーク成分だけを使ってイメージングを行っていた
従来よりも、エネルギーが比較的高いガンマ線の検出効
率を格段に向上することができる。
【００１０】
【発明の実施の形態】以下、図面を参照して本発明を好
ましい実施形態により説明する。なお、核医学診断装置
は、上述したように、放射性同位元素（ＲＩ）の崩壊時
にガンマ線を放出する 201Ｔｌ、 99mＴｃ等のシングル
フォトン核種をトレーサに用いるタイプと、陽電子の消
滅時にペアのフォトンを逆向きに放出する11Ｃや13Ｎ等
のポジトロン核種を用いるタイプとがある。また、イメ
ージングの手法についても、被検体の近傍に固定したカ
メラ本体でそこに垂直に入射してくるガンマ線（フォト
ン）を一定期間計数することによりＲＩの投影分布（プ
レーン像）を得るプレーンイメージング手法や、カメラ
本体を被検体の周囲を回転させたり又は被検体の周囲に
複数台のカメラ本体を設置して、被検体から様々な方向
に放出されるガンマ線を多方向で計数し、得られた計数
値に基づいてＸ線コンピュータ断層撮影装置（ＣＴスキ
ャン）のようなＲＩの断層分布を再構成するＳＰＥＣＴ
やＰＥＴ等の断層イメージング手法等多岐に渡ってい
る。本発明は、いずれのタイプ、いずれの手法にも適用
できるものである。ここでは、シングルフォトンの核種
を用いて、プレーンイメージングを一例として説明す
る。
ましい実施形態により説明する。なお、核医学診断装置
は、上述したように、放射性同位元素（ＲＩ）の崩壊時
にガンマ線を放出する 201Ｔｌ、 99mＴｃ等のシングル
フォトン核種をトレーサに用いるタイプと、陽電子の消
滅時にペアのフォトンを逆向きに放出する11Ｃや13Ｎ等
のポジトロン核種を用いるタイプとがある。また、イメ
ージングの手法についても、被検体の近傍に固定したカ
メラ本体でそこに垂直に入射してくるガンマ線（フォト
ン）を一定期間計数することによりＲＩの投影分布（プ
レーン像）を得るプレーンイメージング手法や、カメラ
本体を被検体の周囲を回転させたり又は被検体の周囲に
複数台のカメラ本体を設置して、被検体から様々な方向
に放出されるガンマ線を多方向で計数し、得られた計数
値に基づいてＸ線コンピュータ断層撮影装置（ＣＴスキ
ャン）のようなＲＩの断層分布を再構成するＳＰＥＣＴ
やＰＥＴ等の断層イメージング手法等多岐に渡ってい
る。本発明は、いずれのタイプ、いずれの手法にも適用
できるものである。ここでは、シングルフォトンの核種
を用いて、プレーンイメージングを一例として説明す
る。
【００１１】図１には、本実施形態による核医学診断装
置の構成をブロック図により示している。被検体に投与
された放射性同位元素（ＲＩ）からは、その核種に固有
の半減期に応じてガンマ線（フォトン）が断続的に放射
される。このガンマ線を検出するためのカメラ本体１１
は、略垂直に入射してくるガンマ線だけを通過させ、そ
れ以外の角度で入射してくるガンマ線を通過させないた
めのコリメータ１２がカメラ本体１１の前面に設けられ
ている。そのコリメータ１２の背面には、ＮａＩ等のガ
ンマ線を吸収して発光するシンチレータ１３が配置さ
れ、さらにこのシンチレータ１３の背面に複数本の光電
子増倍管１４が稠密に配列されている。
置の構成をブロック図により示している。被検体に投与
された放射性同位元素（ＲＩ）からは、その核種に固有
の半減期に応じてガンマ線（フォトン）が断続的に放射
される。このガンマ線を検出するためのカメラ本体１１
は、略垂直に入射してくるガンマ線だけを通過させ、そ
れ以外の角度で入射してくるガンマ線を通過させないた
めのコリメータ１２がカメラ本体１１の前面に設けられ
ている。そのコリメータ１２の背面には、ＮａＩ等のガ
ンマ線を吸収して発光するシンチレータ１３が配置さ
れ、さらにこのシンチレータ１３の背面に複数本の光電
子増倍管１４が稠密に配列されている。
【００１２】ここで、シンチレータ１３は、その厚さ
が、現在の核医学診断の分野で使用頻度の高い 201Ｔ
ｌ、 99mＴｃ、 123Ｉといった核種からの７０乃至１６
０ｋｅＶという比較的低エネルギーのガンマ線で光電効
果が生起される確率が７０％程度を維持するように、比
較的薄く設計されている。
が、現在の核医学診断の分野で使用頻度の高い 201Ｔ
ｌ、 99mＴｃ、 123Ｉといった核種からの７０乃至１６
０ｋｅＶという比較的低エネルギーのガンマ線で光電効
果が生起される確率が７０％程度を維持するように、比
較的薄く設計されている。
【００１３】複数本の光電子増倍管１４から出力される
数ｍＶ乃至数十ｍＶ程度の微弱な検出信号は、図示しな
い前置増幅器を介してそれぞれ個別に位置計算回路１５
と波高分析器１６に供給される。位置計算回路１５は、
ＸＹ各方向に関する信号レベルの偏差に基づいて、ガン
マ線の入射位置を計算する。また、波高分析器１６は、
複数本の光電子増倍管１４からの複数の検出信号を加算
することで、ガンマ線のエネルギーに比例するエネルギ
ー信号を生成し、このエネルギー信号をノイズレベルで
選別し、ガンマ線エネルギーがノイズレベル以上であれ
ば、パルスを発生し、ガンマ線エネルギーがノイズレベ
ル以下であれば、パルスを発生しない。
数ｍＶ乃至数十ｍＶ程度の微弱な検出信号は、図示しな
い前置増幅器を介してそれぞれ個別に位置計算回路１５
と波高分析器１６に供給される。位置計算回路１５は、
ＸＹ各方向に関する信号レベルの偏差に基づいて、ガン
マ線の入射位置を計算する。また、波高分析器１６は、
複数本の光電子増倍管１４からの複数の検出信号を加算
することで、ガンマ線のエネルギーに比例するエネルギ
ー信号を生成し、このエネルギー信号をノイズレベルで
選別し、ガンマ線エネルギーがノイズレベル以上であれ
ば、パルスを発生し、ガンマ線エネルギーがノイズレベ
ル以下であれば、パルスを発生しない。
【００１４】エネルギースペクトラム収集用メモリ回路
１７は、波高分析器１６からパルス信号が供給されたと
き、つまりノイズレベル以上のエネルギーを持つガンマ
線が入射したとき、その数を、位置計算回路１５からの
ガンマ線の入射位置毎に、且つエネルギーチャンネル毎
に計数する。この計数は所定の期間（データ収集期
間）、継続的に行われる。つまり、この計数は、エネル
ギースペクトラムをガンマ線の入射位置毎に収集するこ
とに相当する。
１７は、波高分析器１６からパルス信号が供給されたと
き、つまりノイズレベル以上のエネルギーを持つガンマ
線が入射したとき、その数を、位置計算回路１５からの
ガンマ線の入射位置毎に、且つエネルギーチャンネル毎
に計数する。この計数は所定の期間（データ収集期
間）、継続的に行われる。つまり、この計数は、エネル
ギースペクトラムをガンマ線の入射位置毎に収集するこ
とに相当する。
【００１５】光電ピーク成分計算回路１８は、エネルギ
ースペクトラム収集用メモリ回路１７に収集されたエネ
ルギースペクトラムを使ってシンチレータ１３内で光電
効果を生起したガンマ線の計数値（光電ピーク成分）を
散乱線補正をかけて入射位置毎に計算する。コンプトン
エッジ成分計算回路１９は、エネルギースペクトラム収
集用メモリ回路１７に収集されたエネルギースペクトラ
ムを使ってシンチレータ１３内でコンプトン効果を生起
したガンマ線の計数値（コンプトンエッジ成分）を散乱
線補正をかけて入射位置毎に計算する。これら計算方法
については後述する。
ースペクトラム収集用メモリ回路１７に収集されたエネ
ルギースペクトラムを使ってシンチレータ１３内で光電
効果を生起したガンマ線の計数値（光電ピーク成分）を
散乱線補正をかけて入射位置毎に計算する。コンプトン
エッジ成分計算回路１９は、エネルギースペクトラム収
集用メモリ回路１７に収集されたエネルギースペクトラ
ムを使ってシンチレータ１３内でコンプトン効果を生起
したガンマ線の計数値（コンプトンエッジ成分）を散乱
線補正をかけて入射位置毎に計算する。これら計算方法
については後述する。
【００１６】光電ピーク成分計算回路１８とコンプトン
エッジ成分計算回路１９は、散乱線補正のために、ＴＥ
Ｗ(triple energy window)法が採用されている。このＴ
ＥＷ法は、メインのエネルギーウインドウの両側にそれ
ぞれサブのエネルギーウインドウを設け、これら２つの
サブウインドウの計数値とエネルギー軸とで作られ得る
台形の面積をメインウインドウ内の散乱線量として推定
し、この推定した散乱線量をメインウインドウ内の計数
値合計から減算するという散乱線補正に極めて効果的な
手法である。これら光電ピーク成分計算回路１８とコン
プトンエッジ成分計算回路１９それぞれのメインとサブ
のエネルギーウインドウを投与核種に合わせて設定する
ために、ウインドウ設定回路２０が設けられている。
エッジ成分計算回路１９は、散乱線補正のために、ＴＥ
Ｗ(triple energy window)法が採用されている。このＴ
ＥＷ法は、メインのエネルギーウインドウの両側にそれ
ぞれサブのエネルギーウインドウを設け、これら２つの
サブウインドウの計数値とエネルギー軸とで作られ得る
台形の面積をメインウインドウ内の散乱線量として推定
し、この推定した散乱線量をメインウインドウ内の計数
値合計から減算するという散乱線補正に極めて効果的な
手法である。これら光電ピーク成分計算回路１８とコン
プトンエッジ成分計算回路１９それぞれのメインとサブ
のエネルギーウインドウを投与核種に合わせて設定する
ために、ウインドウ設定回路２０が設けられている。
【００１７】加算回路２１は、光電ピーク成分とコンプ
トンエッジ成分とを加算することで結果的にシンチレー
タ１３内で光電効果とコンプトン効果とを生起したガン
マ線の合計数を入射位置毎に計算し、次々と画像メモリ
２２に書き込んでいく。これにより、ＲＩの投影分布、
つまりプレーナ像が生成される。このプレーナ像のデー
タは、図示しないディスプレイに表示され、また光磁気
ディスク等の記録媒体に記録される。
トンエッジ成分とを加算することで結果的にシンチレー
タ１３内で光電効果とコンプトン効果とを生起したガン
マ線の合計数を入射位置毎に計算し、次々と画像メモリ
２２に書き込んでいく。これにより、ＲＩの投影分布、
つまりプレーナ像が生成される。このプレーナ像のデー
タは、図示しないディスプレイに表示され、また光磁気
ディスク等の記録媒体に記録される。
【００１８】本発明の特徴は、シンチレータ１３内で光
電効果を生起したガンマ線の計数値（光電ピーク成分）
だけでなく、それに、シンチレータ１３内でコンプトン
効果を生起したガンマ線の計数値（コンプトンエッジ成
分）を加えて、ＲＩの分布をイメージングすることによ
り、上述したようにシンチレータ１３を使用頻度の高い
比較的低エネルギーのガンマ線を放出する核種に合わせ
て薄く作っているにしても、光電ピーク成分だけでＲＩ
分布をイメージングしていた従来よりも、 131Ｉ（光電
ピーク；３６４ｋｅＶ）等のエネルギーが比較的高いガ
ンマ線を放出する核種の検出効率を格段に向上させよう
とするものである。
電効果を生起したガンマ線の計数値（光電ピーク成分）
だけでなく、それに、シンチレータ１３内でコンプトン
効果を生起したガンマ線の計数値（コンプトンエッジ成
分）を加えて、ＲＩの分布をイメージングすることによ
り、上述したようにシンチレータ１３を使用頻度の高い
比較的低エネルギーのガンマ線を放出する核種に合わせ
て薄く作っているにしても、光電ピーク成分だけでＲＩ
分布をイメージングしていた従来よりも、 131Ｉ（光電
ピーク；３６４ｋｅＶ）等のエネルギーが比較的高いガ
ンマ線を放出する核種の検出効率を格段に向上させよう
とするものである。
【００１９】このための本実施形態装置によるプレーナ
像のイメージング手法の手順を図２に示している。ま
ず、ウインドウ設定回路２０から光電ピーク成分計算回
路１８に対して、光電ピーク成分を計算するために必要
なメインとサブのエネルギーウインドウが投与核種に従
って設定される（図５参照）。光電ピークは、投与した
放射性同位元素に固有であり、例えば 131Ｉであれば、
光電ピークは３６４ｋｅＶである。メインウインドウ
は、この光電ピークを中心として所定のエネルギー幅に
設定される。また、メインウインドウの両側にそれぞれ
光電ピークの１０％程度の幅でサブウインドウが設定さ
れる。
像のイメージング手法の手順を図２に示している。ま
ず、ウインドウ設定回路２０から光電ピーク成分計算回
路１８に対して、光電ピーク成分を計算するために必要
なメインとサブのエネルギーウインドウが投与核種に従
って設定される（図５参照）。光電ピークは、投与した
放射性同位元素に固有であり、例えば 131Ｉであれば、
光電ピークは３６４ｋｅＶである。メインウインドウ
は、この光電ピークを中心として所定のエネルギー幅に
設定される。また、メインウインドウの両側にそれぞれ
光電ピークの１０％程度の幅でサブウインドウが設定さ
れる。
【００２０】次に、コンプトンエッジのエネルギーがウ
インドウ設定回路２０で計算され、又は予め核種毎に計
算されメモリ等に保管されているコンプトンエッジのエ
ネルギーをウインドウ設定回路２０にロードする。この
計算方法は次の通りである。周知の通り、シンチレータ
１３にガンマ線が入射すると、光電効果、コンプトン効
果、電子対生成という主に３種類の発光を導く現象を生
起する。ここで取り扱うのは光電効果とコンプトン効果
である。光電効果は、ガンマ線が入射するとその軌道上
にある軌道電子が放出される現象である。また、コンプ
トン効果は、図３に示すように、ガンマ線１と電子３と
の弾性衝突により、ガンマ線１の入射エネルギーの一部
が電子３に与えられて反跳電子として放出する現象であ
り、ガンマ線１の入射エネルギー（光電ピーク）を
“Ｅ”、弾性衝突で散乱したガンマ線２の残留エネルギ
ーを“Ｅ′”とすると、反跳電子３にはその損失エネル
ギーＥ′′（＝Ｅ−Ｅ′）が与えられる。この反跳電子
３のエネルギーＥ′′に比例した光が発生する。
インドウ設定回路２０で計算され、又は予め核種毎に計
算されメモリ等に保管されているコンプトンエッジのエ
ネルギーをウインドウ設定回路２０にロードする。この
計算方法は次の通りである。周知の通り、シンチレータ
１３にガンマ線が入射すると、光電効果、コンプトン効
果、電子対生成という主に３種類の発光を導く現象を生
起する。ここで取り扱うのは光電効果とコンプトン効果
である。光電効果は、ガンマ線が入射するとその軌道上
にある軌道電子が放出される現象である。また、コンプ
トン効果は、図３に示すように、ガンマ線１と電子３と
の弾性衝突により、ガンマ線１の入射エネルギーの一部
が電子３に与えられて反跳電子として放出する現象であ
り、ガンマ線１の入射エネルギー（光電ピーク）を
“Ｅ”、弾性衝突で散乱したガンマ線２の残留エネルギ
ーを“Ｅ′”とすると、反跳電子３にはその損失エネル
ギーＥ′′（＝Ｅ−Ｅ′）が与えられる。この反跳電子
３のエネルギーＥ′′に比例した光が発生する。
【００２１】この反跳電子３のエネルギーＥ′′は、ｍ
e Ｃ2 を電子の質量エネルギー、θを散乱角として、 ｛Ｅ／（１＋（ｍe Ｃ2 ／Ｅ（１− cosθ）））｝ で与えられる。このように反跳電子３のエネルギー
Ｅ′′は、散乱角θが cosできいてくるので、図３に示
すように、散乱角θが１８０゜の後方散乱で、最大波高
値を示す。この最大波高値が、一般に、コンプトンエッ
ジと呼ばれている。
e Ｃ2 を電子の質量エネルギー、θを散乱角として、 ｛Ｅ／（１＋（ｍe Ｃ2 ／Ｅ（１− cosθ）））｝ で与えられる。このように反跳電子３のエネルギー
Ｅ′′は、散乱角θが cosできいてくるので、図３に示
すように、散乱角θが１８０゜の後方散乱で、最大波高
値を示す。この最大波高値が、一般に、コンプトンエッ
ジと呼ばれている。
【００２２】従って、コンプトンエッジは、 ｛Ｅ／（１＋（ｍe Ｃ2 ／２Ｅ））｝ で与えられる。
【００２３】このコンプトンエッジに基づいて、ウイン
ドウ設定回路２０から光電ピーク成分計算回路１８に対
して、コンプトンエッジ成分を計算するために必要なメ
インとサブのエネルギーウインドウが投与核種に従って
設定される（図６参照）。つまり、光電効果の場合と同
様に、メインウインドウは、このコンプトンエッジを中
心として所定のエネルギー幅に設定され、また、このメ
インウインドウの両側にそれぞれコンプトンエッジの８
％程度の幅でサブウインドウが設定される。
ドウ設定回路２０から光電ピーク成分計算回路１８に対
して、コンプトンエッジ成分を計算するために必要なメ
インとサブのエネルギーウインドウが投与核種に従って
設定される（図６参照）。つまり、光電効果の場合と同
様に、メインウインドウは、このコンプトンエッジを中
心として所定のエネルギー幅に設定され、また、このメ
インウインドウの両側にそれぞれコンプトンエッジの８
％程度の幅でサブウインドウが設定される。
【００２４】次に、ウインドウ設定回路２０で設定され
たエネルギーウインドウに従って、光電ピーク成分計算
回路１８で光電ピーク成分がＴＥＷ法で計算され、また
コンプトンエッジ成分計算回路１９でコンプトンエッジ
成分がＴＥＷ法で計算される。つまり、まず、２つのサ
ブウインドウの計数値とエネルギー軸とで作られ得る台
形の面積がメインウインドウ内の散乱線量として推定さ
れ、この推定した散乱線量をメインウインドウ内の計数
値合計から減算することにより、散乱線成分ンも除去さ
れたいわゆるプライマリー光子成分として、光電ピーク
成分（図５斜線部分）と、コンプトンエッジ成分（図６
斜線部分）とがそれぞれ計算される。
たエネルギーウインドウに従って、光電ピーク成分計算
回路１８で光電ピーク成分がＴＥＷ法で計算され、また
コンプトンエッジ成分計算回路１９でコンプトンエッジ
成分がＴＥＷ法で計算される。つまり、まず、２つのサ
ブウインドウの計数値とエネルギー軸とで作られ得る台
形の面積がメインウインドウ内の散乱線量として推定さ
れ、この推定した散乱線量をメインウインドウ内の計数
値合計から減算することにより、散乱線成分ンも除去さ
れたいわゆるプライマリー光子成分として、光電ピーク
成分（図５斜線部分）と、コンプトンエッジ成分（図６
斜線部分）とがそれぞれ計算される。
【００２５】これら光電ピーク成分とコンプトンエッジ
成分とは加算回路２１で単純加算、つまり加重をかけな
いで加算され、それぞれの入射位置毎に対応した画像メ
モリ２２のアドレスに書き込まれる。全ての入射位置で
同様の計算が行われて、ＲＩの投影分布、つまりプレー
ナ像が生成される。
成分とは加算回路２１で単純加算、つまり加重をかけな
いで加算され、それぞれの入射位置毎に対応した画像メ
モリ２２のアドレスに書き込まれる。全ての入射位置で
同様の計算が行われて、ＲＩの投影分布、つまりプレー
ナ像が生成される。
【００２６】このように光電ピーク成分だけでなく、コ
ンプトンエッジ成分も使ってイメージングするので、シ
ンチレータを使用頻度の高い比較的低エネルギーのガン
マ線を放出する核種に合わせて薄く作っているにして
も、光電ピーク成分だけを使ってイメージングを行って
いた従来よりも、エネルギーが比較的高いガンマ線の検
出効率を格段に向上することができる。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。
ンプトンエッジ成分も使ってイメージングするので、シ
ンチレータを使用頻度の高い比較的低エネルギーのガン
マ線を放出する核種に合わせて薄く作っているにして
も、光電ピーク成分だけを使ってイメージングを行って
いた従来よりも、エネルギーが比較的高いガンマ線の検
出効率を格段に向上することができる。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。
【００２７】
【発明の効果】本発明によると、光電ピーク成分だけで
なく、コンプトン成分も使ってイメージングを行うの
で、シンチレータを使用頻度の高い比較的低エネルギー
のガンマ線を放出する核種に合わせて薄く作っているに
しても、光電ピーク成分だけを使ってイメージングを行
っていた従来よりも、エネルギーが比較的高いガンマ線
の検出効率を格段に向上することができる。
なく、コンプトン成分も使ってイメージングを行うの
で、シンチレータを使用頻度の高い比較的低エネルギー
のガンマ線を放出する核種に合わせて薄く作っているに
しても、光電ピーク成分だけを使ってイメージングを行
っていた従来よりも、エネルギーが比較的高いガンマ線
の検出効率を格段に向上することができる。
【図１】本発明の実施形態に係る核医学診断装置の主要
部の構成を示すブロック図。
部の構成を示すブロック図。
【図２】本実施形態の動作フローを示す図。
【図３】シンチレータ内のコンプトン効果の説明図。
【図４】コンプトンエッジの原理説明図。
【図５】図１の光電ピーク成分の計算方法の説明図。
【図６】図１のコンプトン効果成分の計算方法の説明
図。
図。
１１…ガンマカメラ本体、 １２…コリメータ、 １３…シンチレータ、 １４…光電子増倍管、 １５…位置計算回路、 １６…波高分析回路、 １７…エネルギースペクトラム収集用メモリ回路、 １８…光電ピーク成分計算回路、 １９…コンプトンエッジ成分計算回路、 ２０…ウインドウ設定回路、 ２１…加算回路、 ２２…画像メモリ。
Claims (6)
- 【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シンチレータで光に変換してから
検出し、この検出したガンマ線を計数し、この計数結果
に基づいて前記放射性同位元素の体内分布を生成する核
医学診断装置において、前記シンチレータ内で光電効果
を生起するガンマ線の計数値に、前記シンチレータ内で
コンプトン効果を生起するガンマ線の計数値を加えて、
前記体内分布を生成することを特徴とする核医学診断装
置。 - 【請求項２】 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シンチレータで光に変換してから
検出し、この検出したガンマ線を計数し、この計数結果
に基づいて前記放射性同位元素の体内分布を生成する核
医学診断装置において、前記シンチレータ内でコンプト
ン効果を生起するガンマ線の計数値に基づいて前記体内
分布を生成することを特徴とする核医学診断装置。 - 【請求項３】 前記シンチレータ内でコンプトン効果を
生起するガンマ線の計数値をＴＥＷ法で求めることを特
徴とする請求項１又は２に記載の核医学診断装置。 - 【請求項４】 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検出し、このガンマ線の計数値に
基づいて前記放射性同位元素の体内分布を生成する核医
学診断装置において、 ガンマ線を光に変換するガンマ線−光変換手段と、 前記変換された光を電気信号に変換する光−電気変換手
段と、 前記光−電気変換手段の出力に基づいて、ガンマ線の入
射位置情報及びエネルギー値を求める演算手段と、 前記演算手段の出力するエネルギー値が、前記放射性同
位元素から放射されるガンマ線のエネルギーを含むよう
に設定された第１のメインウインドウ内にあるガンマ線
の計数値を求める第１の計数手段と、 前記演算手段の出力するエネルギー値が、前記放射性同
位元素から放射されるガンマ線のコンプトンエッジを含
むように設定された第２のメインウインドウ内にあるガ
ンマ線の計数値を求める第２の計数手段と、 前記第１の計数手段の出力する計数値と、前記第２の計
数手段の出力する計数値とを加算する手段とを備えるこ
とを特徴とする核医学診断装置。 - 【請求項５】 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シンチレータで光に変換してから
検出することにより得られたガンマ線の計数値に基づい
て、前記放射性同位元素の体内分布を生成する核医学診
断用の画像処理方法において、 前記シンチレータ内で光電効果を生起するガンマ線の計
数値に、前記シンチレータ内でコンプトン効果を生起す
るガンマ線の計数値を加えて、前記体内分布を生成する
ことを特徴とする核医学診断用の画像処理方法。 - 【請求項６】 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シンチレータで光に変換してから
検出することにより得られたガンマ線のエネルギースペ
クトラムに基づいて、前記放射性同位元素の体内分布を
生成する核医学診断用の画像処理方法において、 前記エネルギースペクトラムの中で、前記放射性同位元
素から放射されるガンマ線のエネルギーを含むように設
定された第１のメインウインドウ内の計数値の和を求
め、 前記エネルギースペクトラムの中で、前記放射性同位元
素から放射されるガンマ線のコンプトンエッジを含むよ
うに設定された第２のメインウインドウ内の計数値の和
を求め、 前記第１のメインウインドウ内の計数値の和と、前記第
２のメインウインドウ内の計数値の和とを加算すること
を特徴とする核医学診断用の画像処理方法。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP14291798A JP4142767B2 (ja) | 1998-05-25 | 1998-05-25 | 核医学診断装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP14291798A JP4142767B2 (ja) | 1998-05-25 | 1998-05-25 | 核医学診断装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH11337647A true JPH11337647A (ja) | 1999-12-10 |
| JP4142767B2 JP4142767B2 (ja) | 2008-09-03 |
Family
ID=15326638
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP14291798A Expired - Lifetime JP4142767B2 (ja) | 1998-05-25 | 1998-05-25 | 核医学診断装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP4142767B2 (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2002029438A1 (fr) * | 2000-10-04 | 2002-04-11 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Dispositif de detection de rayonnement pour dispositif de diagnostic de medecine nucleaire et procede de detection associe |
| JPWO2008136141A1 (ja) * | 2007-04-23 | 2010-07-29 | 独立行政法人放射線医学総合研究所 | エネルギーと位置情報を利用した放射線検出方法及び装置 |
-
1998
- 1998-05-25 JP JP14291798A patent/JP4142767B2/ja not_active Expired - Lifetime
Cited By (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2002029438A1 (fr) * | 2000-10-04 | 2002-04-11 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Dispositif de detection de rayonnement pour dispositif de diagnostic de medecine nucleaire et procede de detection associe |
| JP2002116256A (ja) * | 2000-10-04 | 2002-04-19 | Toshiba Corp | 核医学診断装置 |
| US7045789B2 (en) | 2000-10-04 | 2006-05-16 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Radiation detection device for nuclear medicine diagnosis device and detecting method therefor |
| JPWO2008136141A1 (ja) * | 2007-04-23 | 2010-07-29 | 独立行政法人放射線医学総合研究所 | エネルギーと位置情報を利用した放射線検出方法及び装置 |
| JP4660706B2 (ja) * | 2007-04-23 | 2011-03-30 | 独立行政法人放射線医学総合研究所 | エネルギーと位置情報を利用した放射線検出方法及び装置 |
| EP2138867A4 (en) * | 2007-04-23 | 2016-11-02 | Nat Inst For Quantum And Radiological Science And Technology | METHOD AND DEVICE FOR DETECTING RADIOACTIVE RADIATION USING ENERGY AND POSITION INFORMATION |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP4142767B2 (ja) | 2008-09-03 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US6976784B2 (en) | Radiological imaging apparatus and radiological imaging method | |
| Patton et al. | Coincidence imaging with a dual-head scintillation camera | |
| US20020011571A1 (en) | Compton deconvolution camera | |
| WO2001093763A2 (en) | Event localization and fall-off correction by distance-dependent weighting | |
| US7138634B2 (en) | Nuclear medical diagnostic apparatus | |
| Travin | Cardiac cameras | |
| US6281504B1 (en) | Diagnostic apparatus for nuclear medicine | |
| JPH1138145A (ja) | ガンマカメラシステム | |
| JP4003978B2 (ja) | 陽電子放出断層撮影装置および陽電子放出断層撮影装置におけるエミッションデータの減弱補正の制御方法 | |
| US20230375727A1 (en) | Combined imaging detector and imaging system | |
| JP4142767B2 (ja) | 核医学診断装置 | |
| Patton | Instrumentation for coincidence imaging with multihead scintillation cameras | |
| Musa et al. | Simulation and evaluation of a cost-effective high-performance brain PET scanner | |
| JP3763165B2 (ja) | Ｓｐｅｃｔの吸収補正方法 | |
| JP3563477B2 (ja) | シンチレーションカメラ及びｓｐｅｃｔ装置 | |
| Wells | Principles and instrumentation of SPECT/CT | |
| JP3763159B2 (ja) | Ｓｐｅｃｔの吸収補正方法 | |
| Zanzonico | Instrumentation for Single-Photon Emission Computed Tomography (SPECT) | |
| WO2024048515A1 (ja) | 画像取得装置および画像取得方法 | |
| Jadvar et al. | PET physics and instrumentation | |
| Nielsen et al. | SECTION 3 Physics and Instrumentation | |
| De Ponti et al. | Nuclear Medicine Imaging | |
| PARK et al. | 2 Positron Emission Tomography | |
| Byrne et al. | SECTION 3 Physics and Instrumentation | |
| Dekemp | Attenuation Correction in Positron Emission Tomography Using Single Photon Transmission Measurement |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A621 | Written request for application examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621 Effective date: 20050524 |
|
| TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20080610 |
|
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 |
|
| A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20080613 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20110620 Year of fee payment: 3 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20110620 Year of fee payment: 3 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120620 Year of fee payment: 4 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130620 Year of fee payment: 5 |
|
| S111 | Request for change of ownership or part of ownership |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313117 Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313111 Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313114 |
|
| R371 | Transfer withdrawn |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R371 |
|
| S111 | Request for change of ownership or part of ownership |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313117 Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313111 Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313114 |
|
| R350 | Written notification of registration of transfer |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R350 |
|
| S533 | Written request for registration of change of name |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313533 |
|
| R350 | Written notification of registration of transfer |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R350 |
|
| EXPY | Cancellation because of completion of term |