JPH1172566A

JPH1172566A - ガンマカメラシステム

Info

Publication number: JPH1172566A
Application number: JP23487397A
Authority: JP
Inventors: Tsutomu Yamakawa; 勉山河
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 1997-08-29
Filing date: 1997-08-29
Publication date: 1999-03-16

Abstract

(57)【要約】【課題】ＳＰＥＣＴとＰＥＴとの同時撮影を良好に行う
こと。【解決手段】本発明は、ガンマ線を検出し、Ｚ信号とＸ
Ｙ信号とを出力する２つの検出器１，２と、Ｚ信号に基
づいてシングルフォトン核種からの第１のガンマ線とポ
ジトロン核種からの第２のガンマ線とを選別する波高分
析器３，４と、選別された第１のガンマ線を入射位置ご
とに計数する計数器５と、この計数結果に基づいてシン
グルフォトン核種の濃度分布を再構成するプロセッサ７
と、２つの検出器に時間窓以内の時間差で選別された第
２のガンマ線が入射した事象を検出するコインシデンス
検出回路１０と、この出力に従って事象を計数する計数
器６と、この計数結果に基づいてポジトロン核種の濃度
分布を再構成するプロセッサ８と、２つの検出器それぞ
れに装着される低エネルギー用のコリメータ１１，２１
とを具備する。

Description

【発明の詳細な説明】

【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（ＲＩ）から放射されるガンマ線を検
出し、ＲＩの体内の濃度分布を画像化するガンマカメラ
システムに関する。

【０００２】

【従来の技術】近年、ＲＩの濃度分布を一方向へ投影し
たようなプレーナ画像だけでなく、Ｘ線コンピュータ断
層撮影装置のようなＲＩの断層面内の濃度分布を撮影で
きるガンマカメラシステムが多く市販されている。この
ＲＩの断層面内の濃度分布の撮影技法は、使用する核種
の違いで、ＳＰＥＣＴ(single photon emission comput
ed tomography)とＰＥＴ(positron emission computed
tomography) とに大別されている。

【０００３】ＳＰＥＣＴは、シングルフォトン核種を被
検体に投与し、それから崩壊時に放出されるガンマ線を
体外から１個１個のフォトン（光子）として計数し、そ
の核種の断層面内の濃度分布を再構成するという技法で
ある。また、ＰＥＴは、ポジトロン核種を被検体に投与
し、それから放出されるポジトロンが近傍の陰電子と結
合して消滅する際に互いに反対方向に発生する２個のフ
ォトンを同時計数して、その核種の断層面内の濃度分布
を再構成するという技法である。

【０００４】最近、これら２種類の撮影技法を兼用でき
るものが登場してきた。兼用機は、対向２検出器タイプ
のＳＰＥＣＴ機に、２つの検出器にフォトンが同時に入
射した事象だけを計数する同時計数機能が追加されてい
ることを基本としている。

【０００５】ところで、ＰＥＴ撮影では、同時に正反対
に飛び出す一対のフォトンを計数対象にしているので、
２つの検出器それぞれの入射点が分かれば、その２つの
入射点を結ぶ線上にフォトン発生点があることを認識で
きる。従って、ＳＰＥＣＴでは不可欠とされているコリ
メータは、ＰＥＴ撮影では基本的には不要であるし、計
数効率の観点から見てもコリメータはない方がよい。

【０００６】しかし、対向２検出器でＰＥＴ撮影を行う
場合には、コリメータがなければ、図５に示すように、
対向２検出器で一対のフォトンを拾える範囲（視野角）
は、検出器の中央付近（Ｐ）よりも、周縁付近（Ｑ）で
著しく狭くなってしまう、つまり計数効率が場所に依存
して相違するという不具合が生じてしまう。このため、
ＰＥＴ撮影は、ある程度以上の視野角が確保できる中央
寄りの範囲に視野を限定して行うか、又は検出器にコリ
メータを装着して中央付近の視野角を意図的に狭めるこ
とが行われている。

【０００７】一方、ＰＥＴ収集を、あたかもシングルフ
ォトンのように扱い検出する方法として、コリメータを
使う方法がある。このコリメータは、ＳＰＥＣＴ用のコ
リメータとは仕様が異なっている。つまり、一般的に
は、ポジトロン核種に起因するフォトンのピークエネル
ギーは、“５１１ｋｅＶ”であり、シングルフォトン核
種に使われる例えば ^99mＴc の“１４０ｋｅＶ”よりも
著しく高い。このためＰＥＴ撮影時のコリメータは高エ
ネルギー用であって、ＳＰＥＣＴ撮影時に使う低エネル
ギー用のコリメータよりも、隔壁が厚く、孔の口径が大
きく、その分、孔数が少なくなっている。

【０００８】このように高エネルギー用のコリメータ
は、システム分解能を著しく低下させてしまい、ＳＰＥ
ＣＴ撮影を行った場合には、孔の口径が大き過ぎて、十
分な空間分解能が得られず、ＳＰＥＣＴ画像は完全にぼ
けてしまう。

【０００９】このためＰＥＴ撮影時と、ＳＰＥＣＴ撮影
時とで、コリメータを適宜付け替える必要があり、従っ
て兼用機といえども、被検体にポジトロン核種とシング
ルフォトン核種とを同時に投与して、ＰＥＴ撮影とＳＰ
ＥＣＴ撮影とを同時に行うことはできず、別々に行う必
要があった。

【００１０】

【発明が解決しようとする課題】本発明の目的は、ＳＰ
ＥＣＴとＰＥＴとの同時撮影が可能で、十分な空間分解
能でＳＰＥＣＴ画像を取得でき、しかもＰＥＴ撮影で十
分広い視野を確保でき、且つＰＥＴ撮影で十分高い計数
効率と空間分解能を確保できるガンマカメラシステムを
提供することである。

【００１１】

【課題を解決するための手段】本発明によるガンマカメ
ラシステムは、ガンマ線を検出し、エネルギー信号と位
置信号とを出力する２つの検出器と、前記エネルギー信
号に基づいて、被検体に投与されたシングルフォトン核
種から放出される第１のガンマ線と、前記被検体に投与
されたポジトロン核種からのポジトロンの消滅時に発生
する第２のガンマ線とを選別する手段と、前記選別され
た第１のガンマ線を前記位置信号に従って入射位置ごと
に計数する第１の計数手段と、前記第１の計数手段の計
数結果に基づいて、前記シングルフォトン核種に関する
断層面内の第１の濃度分布を再構成する手段と、前記２
つの検出器に時間窓以内の時間差で前記選別された第２
のガンマ線が入射した事象を検出する同時性検出手段
と、前記同時性検出手段の出力に従って、前記事象を前
記位置信号に従って計数する第２の計数手段と、前記第
２の計数手段の計数結果に基づいて、前記ポジトロン核
種に関する断層面内の第２の濃度分布を再構成する第２
の再構成手段と、前記２つの検出器それぞれに装着さ
れ、前記シングルフォトン核種から放出されるガンマ線
のエネルギーに対応するコリメータとを具備することを
特徴とする。

【００１２】本発明によると、２つの検出器それぞれに
は、シングルフォトン核種から放出される低エネルギー
のガンマ線をコリメートするコリメータが設けられてい
るので、ＳＰＥＣＴ撮影は通常通りの良好な空間分解能
で行い得る。また、ＰＥＴ撮影では、そのポジトロン核
種に起因して発生する高エネルギーのガンマ線のうち、
極端に入射角の大きなものは、ＳＰＥＣＴ撮影に応じた
低エネルギー用の比較的薄い隔壁を何層も通過すること
になるので、低エネルギー用といえどもコリメータを透
過できない。このため、検出器の中央付近と辺縁付近と
で視野角の差異はそれほど大きくならず、許容範囲に収
まるので、検出器のほぼ全幅を使ってＰＥＴ撮影を行う
ことができる。従って、ＳＰＥＣＴの空間分解能の低下
を防ぎ、ＰＥＴ撮影の視野の縮小を抑えながらＳＰＥＣ
ＴとＰＥＴとの同時撮影を実現できるのである。

【００１３】

【発明の実施の形態】以下、図面を参照して、本発明を
実施形態により説明する。図１に本実施形態に係るガン
マカメラシステムの構成を示している。このガンマカメ
ラシステムは、２つの検出器１，２を装備している。こ
れら２つの検出器１，２は、図示しない支持機構に支持
されて、被検体を挟んで互いに対向しあう状態にセッテ
ィングでき、さらにこの対向状態を保ったままで被検体
の周囲を断続的又は定速で連続的に周回できるようにな
っている。

【００１４】この検出器１には、図２に断面図で、図３
に斜視図で示すように、入射ガンマ線をそのエネルギー
に応じた波高の電気信号に変換するＣＺＴ（Cadmium Zi
nc Telluride）あるいはＣｄＴｅ（Cadmium Telluride
）の半導体検出素子１２が２次元状に配列されている
素子アレイ１５が装備されている。

【００１５】半導体検出素子１２，２２は例えば３ｍｍ
×３ｍｍの面積を有し厚みは７ｍｍのＣＺＴがちょう密
に配置されており、有効視野が５０ｃｍ×４０ｃｍの大
視野検出器を想定した場合、約２００００素子（５００
×４００／９＝２２２２２）が必要になる。

【００１６】この素子アレイ１５のガンマ線入射側に
は、シングルフォトン核種から放出される比較的低エネ
ルギーのガンマ線（フォトン）に対して好適なＳＰＥＣ
Ｔ撮影用の平行多孔型、パラレルホール型、ファンビー
ム型など任意のタイプのコリメータ１１が装着されてい
る。ここで、シングルフォトン核種から放出されるガン
マ線のエネルギーは、例えば ^99mＴc の“１４０ｋｅ
Ｖ”であり、ポジトロン核種から放出されるポジトロン
（陽電子）が陰電子と結合して消滅する際に発生する一
対のフォトンのエネルギー“５１１ｋｅＶ”よりも、著
しく低いものである。上述した低エネルギー用のコリメ
ータ１１は、ポジトロン核種を使ったＰＥＴ撮影用の高
エネルギー対応のコリメータと比較して、構造的な相違
点がある。その１つは、低エネルギー用のコリメータ１
１は、高エネルギー用のコリメータよりも、孔の隔壁の
厚さが薄く、孔の口径が小さく、そして孔数が多いとい
うものである。

【００１７】素子アレイ１５の背面側には、複数の半導
体検出素子１２に対して１つずつ設けられている複数の
プリアンプ１３やリードアウト回路１４、さらにコイン
シデンス検出／除去回路１８が形成された基板１６が重
ねられている。これら素子アレイ１５や基板１６は、背
面や側面からの外乱線の誤検出を防止するためにシール
ドケース１７に収納されている。

【００１８】なお、もう一方の検出器２も、低エネルギ
ー用のコリメータ２１と、半導体検出素子２２の素子ア
レイと、プリアンプ２３と、リードアウト回路２４と、
コインシデンス検出／除去回路２８とを有し、これらが
検出器１と同一構造にアセンブルされている。

【００１９】このような検出器１，２に、ガンマ線がコ
リメータ１１，２１を通過して半導体検出素子１２，２
２に入射すると、その都度、そのガンマ線のエネルギー
に応じた信号（Ｚ信号）と、当該アレイ上での当該ガン
マ線を検出した半導体検出素子１２，２２の位置、つま
りガンマ線の入射位置を表す信号（ＸＹ信号）とを出力
する。

【００２０】上記検出器１，２から出力されるＺ信号
は、波高分析器３，４にそれぞれ供給される。波高分析
器３，４では、Ｚ信号で表されているエネルギーが、シ
ングルフォトン核種からのガンマ線の既知のエネルギー
ピーク、例えば ^99mＴc であれば１４０ｋｅＶを中心と
した２０パーセント程度の幅のエネルギーウインドウの
範囲内に入っているとき、出力端子Ｗ_S にパルスを発生
し、一方、ポジトロン核種からのガンマ線の既知のエネ
ルギーピーク５１１ｋｅＶを中心とした２０パーセント
程度の幅のエネルギーウインドウの範囲内に入っている
とき、他方の出力端子Ｗ_P にパルスを発生する。

【００２１】波高分析器３，４の出力端子Ｗ_S のパルス
は、計数器５に送られる。計数器５は、このパルスをＸ
Ｙ信号に従って入射位置ごとに計数する。一方、波高分
析器３，４の出力端子Ｗ_P のパルスは、コインシデンス
検出回路１０に送られる。コインシデンス検出回路１０
は、波高分析器３，４それぞれからのパルスが略同時、
具体的には２つの検出器１，２に１０ｎｓｅｃ〜２０ｎ
ｓｅｃという時間窓以内の時間差でガンマ線が入射した
という事象を検出する。ただし、このような事象は、検
出器１，２それぞれに、上記時間窓以内の時間差で２つ
のガンマ線が入射した場合には振り分けできないので、
このような事象を計数対象から除去するためにコインシ
デンス検出／除去回路１８，２８が検出器１，２それぞ
れに設けられている。

【００２２】コインシデンス検出回路１０の検出結果に
従って、計数器６では、検出器１，２の入射位置（ＸＹ
信号）の組み合わせごとに計数する（同時計数）。この
ような計数及び同時計数を、被検体に対する方向を変え
ながら繰り返し行ない、これにより得られた計数データ
（投影データセット）に基づいて、再構成プロセッサ
７，８ではシングルフォトン核種の断層面内の濃度分布
（ＳＰＥＣＴ画像）とポジトロン核種の断層面内の濃度
分布（ＰＥＴ画像）をそれぞれ再構成する。これら画像
は、ディスプレイ９に送られ表示される。

【００２３】なお、上述した半導体検出素子の素子アレ
イ構造は、現在主流を占めているアンガー型の検出器に
比較して、大幅に計数能力を位置分解能の劣化なく向上
させられるのが特徴である。また、本検出器１，２の構
造ではピクセル数、つまり半導体検出素子の数を増やし
て行くことにより、検出器１，２の有効視野を拡大して
いくことが容易に可能になる。

【００２４】このようにＳＰＥＣＴ用の低エネルギー対
応のコリメータ１１，２１を検出器１，２それぞれ装着
して、シングルフォトン核種とポジトロン核種とを被検
体に同時投与して、ＳＰＥＣＴ撮影と同時に、このＳＰ
ＥＣＴ用コリメータ１１，２１を通して検出器１，２に
略同時に入るガンマ線を拾い出してその事象を計数する
ことにより、ＳＰＥＣＴ撮影とＰＥＴ撮影とを同時に行
い得る。

【００２５】通常、低エネルギー用のコリメータ１１、
２１に、ポジトロン核種からの高エネルギーのガンマ線
が入射すると、多くのガンマ線がコリメータ１１，２１
を通過してしまうが、コリメータ１１，２１の孔軸に対
して極端な角度で斜めに入射してくるガンマ線は、隔壁
を何層も通過するうちに、吸収されてしまい、コリメー
タ１１，２１を通過できず、コリメータ１１，２１を装
着しないでＰＥＴ撮影を行う場合に比べると、計数効率
が若干低下する。

【００２６】そのため、異なる場所から発生したガンマ
線があたかも同一点で発生したペアであるかのように同
時に検出器１，２に入射してしまうというランダムコイ
ンシデンスカウント（偶発同時計測）の中に埋もれる真
のコインシデンスを捕える関係上、通常のガンマカメラ
システムの１０倍以上のガンマ線計数能力がないと臨床
に耐えることはできない。その観点では、ピクセルワイ
ズに独立したガンマ線計数能力を有する半導体検出素子
アレイを採用している検出器１，２は、最適と考えられ
る。

【００２７】一方、コリメータ１１，２１を完全に取り
払った状態で、ＰＥＴ撮影を行った場合、図６を参照し
て説明したとおり、検出器１，２の中央付近と辺縁付近
とで視野角、つまり計数効率に大きな差が生じ、この差
が原因でＰＥＴの有効視野が大きく限定される。しか
し、図４のように、ＳＰＥＣＴ用のコリメータ１１，２
１を検出器１，２に装着して、同時撮影を行うことによ
り、上述したように、ポジトロン核種からの高エネルギ
ーのガンマ線も入射角の大きなものは通過されないの
で、中央付近の視野角（θ_P ）が実質的に狭められ、辺
縁付近の視野角（θ_Q ）との差は小さくなり、中央付近
と辺縁付近の計数効率（検出感度）の差は大幅に軽減さ
れる傾向になるため、ＰＥＴ撮影の視野を著しく制限す
る必要はなく、十分広い視野をＰＥＴ撮影で確保するこ
とができる。

【００２８】従って、コリメータ１１，２１を装着しな
い状態でのＰＥＴ撮影に比べ、より体幅のある被検体の
ＰＥＴ撮影を、ＳＰＥＣＴ撮影と同時に行うことが可能
となる。また、２つの検出器１，２それぞれには、シン
グルフォトン核種から放出される低エネルギーのガンマ
線を有効にコリメートするコリメータが設けられている
ので、ＳＰＥＣＴ撮影は通常通りの良好な空間分解能で
行い得る。

【００２９】また、上述したように各半導体検出素子１
２，２２には、それぞれ個々にプリアンプ１３，２３が
接続されている。プリアンプ１３，２３の機能として
は、半導体検出素子１２，２２内でガンマ線に起因して
発生したチャージを積分する積分機能と、その出力をシ
ェイピング（通常は２μｓｅｃ）するシェイピング機能
と、シェイピングされたパルスのピークを検出するピー
クゲート機能とを有している。このピーク信号がエネル
ギーに比例するＺ信号に相当する。通常のアンガー型の
シンチレーションカメラでは、上記プリアンプは、１つ
の検出器につき１つあるいは２〜３個設けられているに
過ぎないので、カウントレートは約３００Ｋｃｐｓであ
り、ＰＥＴ撮影のための同時計測処理をするために十分
なレート（一般的にはコリメータが装着されていない状
態では、ランダムコインシデンスの中に埋もれる真のコ
インシデンスは１パーセント前後であり、例えば２５Ｋ
ｃｐｓ程度のポジトロン核種の同時計測を行うために
は、２５００Ｋｃｐｓ程度の最大計数能力が必要）を得
ることはできなかったが、半導体素子アレイを採用した
本実施形態では、１つの半導体検出素子を最小単位とす
る１チャンネルの計数能力が低くても、約２００００チ
ャンネルを平行処理することが可能で、これによりＰＥ
Ｔ撮影に必要なカウントレートを実現するのは比較的容
易である。しかも本発明のようにＳＰＥＣＴ用のコリメ
ータ１１，２１を装着すれば、さらに最大カウントレー
トは低くても良く、アンガー型のシンチレーションカメ
ラでも処理できる可能性がある。

【００３０】このように本実施形態によると、２つの検
出器それぞれには、シングルフォトン核種から放出され
る低エネルギーのガンマ線をコリメートするコリメータ
が設けられているので、ＳＰＥＣＴ撮影は通常通りの良
好な空間分解能で行い得る。また、ＰＥＴ撮影では、そ
のポジトロン核種に起因して発生する高エネルギーのガ
ンマ線のうち、極端に入射角の大きなものは、ＳＰＥＣ
Ｔ撮影に応じた低エネルギー用の比較的薄い隔壁を何層
も通過することになるので、低エネルギー用といえども
コリメータを透過できない。このため、検出器の中央付
近と辺縁付近とで視野角の差異はそれほど大きくなら
ず、許容範囲に収まるので、検出器のほぼ全幅を使って
ＰＥＴ撮影を行うことができる。従って、ＳＰＥＣＴの
空間分解能の低下を防ぎ、ＰＥＴ撮影の視野の縮小を抑
えながらＳＰＥＣＴとＰＥＴとの同時撮影を実現できる
のである。

【００３１】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。例えば、上述の実
施形態では、２検出器対向型を一例に説明したが、検出
器が３台以上のシステムにおいても同様に適用可能であ
るのは言うまでもない。また、エネルギーごとのガンマ
線の頻度分布を表すエネルギースペクトラムを入射位置
ごとに収集し、この収集したエネルギースペクトラムを
用いて入射位置ごとに、ポジトロン核種のクロストーク
成分を除去してシングルフォトン核種の成分を高精度で
抽出し、また例えばＴＥＷ(triple energy window) 法
を使って散乱線補正を行うようにしてもよく、この場
合、より高画質のＳＰＥＣＴ画像を得ることができる。

【００３２】

【発明の効果】本発明によると、２つの検出器それぞれ
には、シングルフォトン核種から放出される低エネルギ
ーのガンマ線をコリメートするコリメータが設けられて
いるので、ＳＰＥＣＴ撮影は通常通りの良好な空間分解
能で行い得る。また、ＰＥＴ撮影では、そのポジトロン
核種に起因して発生する高エネルギーのガンマ線のう
ち、極端に入射角の大きなものは、ＳＰＥＣＴ撮影に応
じた低エネルギー用の比較的薄い隔壁を何層も通過する
ことになるので、低エネルギー用といえどもコリメータ
を透過できない。このため、検出器の中央付近と辺縁付
近とで視野角の差異はそれほど大きくならず、許容範囲
に収まるので、検出器のほぼ全幅を使ってＰＥＴ撮影を
行うことができる。従って、ＳＰＥＣＴの空間分解能の
低下を防ぎ、ＰＥＴ撮影の視野の縮小を抑えながらＳＰ
ＥＣＴとＰＥＴとの同時撮影を実現できるのである。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の実施形態に係るガンマカメラシステム
のブロック図。

【図２】図１の２つの検出器の構造及び配置関係を示す
ための断面図。

【図３】図１のコリメータ及びシールドを取り外した状
態での検出器の斜視図。

【図４】本実施形態によるＰＥＴ撮影の視野角の位置依
存性の説明図。

【図５】コリメータを取り外した状態でのＰＥＴ撮影の
視野角の位置依存性の説明図。

【符号の説明】

１・・・第１検出器、２・・・第２検出器、３・・・第１波高分析器、４・・・第２波高分析器、５・・・計数器、６・・・計数器、７・・・再構成プロセッサ、８・・・再構成プロセッサ、９・・・ディスプレイ、１０・・・コインシデンス検出回路、１１・・・低エネルギー用コリメータ、１２・・・半導体検出素子、１３・・・プリアンプ、１４・・・リードアウト回路、１５・・・素子アレイ、１６・・・回路基板、１７・・・シールドケース、１８・・・コインシデンス検出／除去回路、２１・・・低エネルギー用コリメータ、２２・・・半導体検出素子、２３・・・プリアンプ、２４・・・リードアウト回路、２５・・・素子アレイ、２６・・・回路基板、２７・・・シールドケース、２８・・・コインシデンス検出／除去回路。

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】ガンマ線を検出し、エネルギー信号と位
置信号とを出力する２つの検出器と、前記エネルギー信号に基づいて、被検体に投与されたシ
ングルフォトン核種から放出される第１のガンマ線と、
前記被検体に投与されたポジトロン核種からのポジトロ
ンの消滅時に発生する第２のガンマ線とを選別する手段
と、前記選別された第１のガンマ線を前記位置信号に従って
入射位置ごとに計数する第１の計数手段と、前記第１の計数手段の計数結果に基づいて、前記シング
ルフォトン核種に関する断層面内の第１の濃度分布を再
構成する手段と、前記２つの検出器に所定の時間窓以内の時間差で前記選
別された第２のガンマ線が入射した事象を検出する同時
性検出手段と、前記同時性検出手段の出力に従って、前記事象を前記位
置信号に従って計数する第２の計数手段と、前記第２の計数手段の計数結果に基づいて、前記ポジト
ロン核種に関する断層面内の第２の濃度分布を再構成す
る第２の再構成手段と、前記２つの検出器それぞれに装着され、前記シングルフ
ォトン核種から放出されるガンマ線のエネルギーに対応
するコリメータとを具備することを特徴とするガンマカ
メラシステム。
【請求項２】前記コリメータは、前記ポジトロン核種
からのガンマ線に対するコリメート特性よりも前記シン
グルフォトン核種からのガンマ線に対するコリメート特
性の方が優れていることを特徴とする請求項１記載のガ
ンマカメラシステム。
【請求項３】前記２つの検出器にはそれぞれ、前記ガ
ンマ線をそのエネルギーに応じて電気信号に変換する複
数の半導体素子が配列されていることを特徴とする請求
項１記載のガンマカメラシステム。
【請求項４】前記半導体素子はＣｄＺｎＴｅ又はＣｄ
Ｔｅであることを特徴とする請求項３記載のガンマカメ
ラシステム。
【請求項５】前記同時性検出手段は、前記２つの検出
器それぞれの中で前記時間窓以内の時間差で第２のガン
マ線が入射したとき、その事象を計数対象から排除する
手段を有することを特徴とする請求項１記載のガンマカ
メラシステム。
【請求項６】前記第１のガンマ線を対象として入射位
置ごとにエネルギースペクトラムを収集する手段と、前
記エネルギースペクトラムを用いて前記第１の計数手段
の計数結果から前記ポジトロン核種のクロストーク成分
を除去する手段とを有することを特徴とする請求項１記
載のガンマカメラシステム。