JPWO2008035399A1

JPWO2008035399A1 - 核医学診断装置

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Inventors: 戸波　寛道; 寛道戸波
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Abstract

【課題】シングルフォトンを放出する核種を用いた薬剤（第一の薬剤）とポジトロンを放出する核種を用いた薬剤（第二の薬剤）を被検体に同時に投与して、それぞれの薬剤の集積分布を観測する。【解決手段】環状に周設された複数のγ線検出器と、いくつかのγ線検出器をカバーするとともに、γ線検出器の前面に沿って回転するコリメータを設ける。また、全てのγ線検出器で検出された信号を、シングルフォトンγ線のエネルギーを有する信号（第一の信号）と、ポジトロンの消滅γ線のエネルギーを有する信号（第二の信号）とに弁別するエネルギー弁別手段を設ける。更に、第一の信号のうち、回転中のコリメータにカバーされたγ線検出器に対応する信号に基づいて、第一の薬剤の集積位置を特定する。一方、同時計測手段により、第二の信号から、略同時に観測される信号と検出器上の位置とを求めて、第二の薬剤の集積位置を特定する。

Description

この発明は、被検体に放射性薬剤が投与され、この被検体の関心部位に集積されたシングルフォトン放射性同位元素（ラジオアイソトープ，ＲＩ）やポジトロン放射性同位元素から放出された一本のγ線もしくは一対のγ線を同時計測し、関心部位の断層像を得るための核医学診断装置（ＥＣＴ装置）の技術に関する。

上述した核医学診断装置、すなわちＥＣＴ（ＥｍｉｓｓｉｏｎＣｏｍｐｕｔｅｄＴｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置として、ＳＰＥＣＴ（ＳｉｎｇｌｅＰｈｏｔｏｎＥｍｉｓｓｉｏｎＣｏｍｐｕｔｅｄＴｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置とＰＥＴ（ＰｏｓｉｔｒｏｎＥｍｉｓｓｉｏｎＴｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置が一般に知られている。

ＳＰＥＣＴ装置は、シングルフォトン放射性同位元素を含む放射性薬剤を被検体に投与し、核種から放出されるγ線をγ線検出器で検出する。ＳＰＥＣＴ装置にて検査時によく用いられるシングルフォトン放射性同位元素から放出されるγ線のエネルギーは数１００keV前後である。ＳＰＥＣＴ装置の場合、単一γ線が放出されるため、γ線検出器に入射した角度が得られない。そこで、コリメータを用いて特定の角度から入射するγ線のみを検出することにより角度情報を得ている。ＳＰＥＣＴ装置は、特定の腫瘍や分子に集積する性質を有する物質、及びシングルフォトン放射性同位元素Ｔｃ-99ｍ、Ｇａ-67、Ｔｌ-201等を含む放射性薬剤を被検体に投与し、放射性薬剤より発生するγ線を検知して放射性薬剤を多く消費する場所（例えば、癌細胞が存在する場所）を特定する検査方法である。得られたデータはフィルタードバックプロジェクションなどの方法により各ボクセルのデータに変換する。ＳＰＥＣＴ装置に用いられるＴｃ-99ｍ、Ｇａ-67、Ｔｌ-201は、ＰＥＴ装置で用いられる放射性同位元素の半減期よりも長く６時間から３日である。

一方ＰＥＴ装置は、ポジトロン放射性同位元素を含む放射性薬剤を被検体に投与し、核種から放出されるポジトロンによる消滅γ線をγ線検出器で検出する。ＰＥＴ装置にて検査時に用いられるポジトロン放射性同位元素から放出されるポジトロンによる消滅γ線のエネルギーは、原理的にポジトロンが、付近の細胞の電子と結合して消滅するものであるため、５１１keV一定である。またポジトロンによる消滅γ線は一対のγ線を放射する。ＰＥＴ装置は体内の特定の細胞に集まる性質を有する物質を含む放射性薬剤及びポジトロン放射性同位元素Ｏ-15、Ｎ-13、Ｃ-11、Ｆ-18等を被検体に投与し、放射性薬剤より発生するγ線を検知して放射性薬剤を多く消費する場所（例えば、癌細胞が存在する場所）を特定する検査方法である。放射性薬剤の一例として、フルオロデオキシグルコース(２-[F-１８]fluoro-２-deoxy-D-glucose、FDG)がある。FDGは、糖代謝により腫瘍組織に高集積するため、腫瘍部位の特定に使用される。特定の箇所に集積した放射性薬剤に含まれた陽電子放出核種から放出されたポジトロンが、付近の細胞の電子と結合して消滅し、５１１keVのエネルギーを有する一対のγ線を放射する。これらのγ線は互いにほぼ正反対の方向（１８０°±０.６°）に放射される。この一対のγ線をγ線検出器で検知すれば、どの２つのγ線検出器を結ぶ間でポジトロンが放出されたかがわかる。それらの多数のγ線対を検知することで、放射性薬剤を多く消費する場所がわかる。例えばFDGは前述のように糖代謝の激しい癌細胞に集まるため、ＰＥＴ装置により癌病巣を発見することが可能である。なお、得られたデータは、先ほど示したフィルタードバックプロジェクション方法により各ボクセルの放射線発生密度に変換され、γ線の発生位置（放射線核種が集積する位置、すなわち癌細胞の位置）を画像化することに貢献する。ＰＥＴ装置に用いられるＯ-15、Ｎ-13、Ｃ-11、Ｆ-18は２分から１１０分の短半減期の放射性同位元素である。

またＰＥＴ装置による検査では、ポジトロン消滅の際に発生するγ線が被検体の体内で減衰するため、吸収補正のための吸収補正データを取得しこれを用いて補正する。吸収補正データは、例えば外部線源としてCs-137を用い、外部線源からのγ線を被検体に照射し、透過強度を測定することにより体内におけるγ線の減衰率を計算により求められたデータである。得られた吸収補正データを用いて体内でのγ線の減衰率を見積り、FDGからのエミッションにより得られたデータを補正することにより、より高精度なＰＥＴ像を得ることが可能である

しかしながら、従来の核医学診断装置では、次のような問題がある。すなわち、より診断精度を上げるためには、シングルフォトンを放出する核種を用いた薬剤とポジトロンを放出する核種を用いた薬剤など異なる薬剤を同時に被検体に投与する必要があるが、その場合同時にそれらを検出し撮像することができなかった。またこれらＳＰＥＣＴ装置とＰＥＴ装置は互いに独立して存在しており、これらをドッキングした装置では非常に価格の高いものになっていた。

この発明は、このような事情に鑑みてなされたものであって、シングルフォトンを放出する核種を用いた薬剤とポジトロンを放出する核種を用いた薬剤など異なる薬剤を同時に被検体に投与する必要があるが、その場合同時にそれらを検出し撮像する核医学診断装置を提供することを目的とする。

上述の課題を解決するために、本発明は以下の特徴的な手段を有する。
すなわち、請求項１に記載の発明は、核医学診断装置であって、環状に周設された、入射したγ線を電気信号に変換する複数のγ線検出器と、前記複数のγ線検出器の前面に沿って回転可能に配置されるとともに、シングルフォトンの一部を遮蔽するコリメータと、前記コリメータの位置を検出するコリメータ位置検出手段と、前記複数のγ線検出器から略同時に出力される電気信号を同時計測信号として出力する同時計測手段と、前記複数のγ線検出器から出力される電気信号の夫々を、被検体内に集積した第一の薬剤から放出されるシングルフォトンに起因する第一の信号と、被検体内に集積した第二の薬剤から放出されるポジトロンに起因する第二の信号とに弁別するためのエネルギー弁別手段と、前記第一の信号及び前記コリメータの位置に基づいて、前記被検体内に集積した第一の薬剤の位置を特定する第一の位置特定手段と、前記同時計測信号及び前記第二の信号に基づいて、被検体内に集積した第二の薬剤の位置を特定する第二の位置特定手段とを有することにより、前記第一の薬剤及び第二の薬剤の位置を同時に特定することを特徴とする。

また、請求項２に記載の発明は、請求項１に記載の核医学診断装置であって、前記コリメータは、２次元コリメータであることを特徴とする。

また、請求項３に記載の発明は、請求項１に記載の核医学診断装置であって、前記コリメータは、１次元コリメータであるとともに、前記複数のγ線検出器の前面に配置されたセプターを更に有することを特徴とする。

また、請求項４に記載の発明は、請求項１乃至３のいずれかに記載の核医学診断装置であって、前記エネルギー弁別手段は、前記第一の信号から２箇所のγ線検出器で略同時に計測された信号を除去することにより、前記被検体内に集積した第二の薬剤から放出されるポジトロンを発生源とする消滅γ線の散乱線による影響を低減する散乱線除去手段を更に有することを特徴とする。

また、請求項５に記載の発明は、請求項１乃至４のいずれかに記載の核医学診断装置であって、前記第一の薬剤および前記第二の薬剤に含まれる核種を、核種の放射性壊変の減衰時間を検出することにより推定する核種推定手段を更に有することを特徴とする。

この発明に係る核医学診断装置によれば、より診断精度を上げるために、シングルフォトンを放出する核種を用いた薬剤とポジトロンを放出する核種を用いた薬剤など異なる薬剤を同時に被検体に投与する場合であっても同時にそれらを検出し撮像することができる。

また、ＳＰＥＣＴ機能とＰＥＴ機能を持つ検出器が共通化されているのでリーズナブルな価格で提供することができる。

また、コリメータのみを回転させればよく、γ線検出器を移動させる必要がない。その結果、振動などによる雑音信号の発生を抑制することができる。

また、検出器の前面にセプタを設ければ、コリメータを１次元とすることができる。従って、回転させるコリメータを軽量化することができ、より小型の駆動手段で回転させることができる。

また、ポジトロンの消滅γ線が、コンプトン散乱によりシングルフォトンと同等のエネルギーのγ線としてγ線検出器に入射した場合は、エネルギー弁別手段によって、シングルフォトンに起因した電気信号として弁別される。ただし、コンプトン散乱した消滅γ線は、一対で放射されるため、同時計測された信号を除去することにより、散乱線の影響を低減した高画質な画像が得られる。

更に、薬剤に含まれる核種の種類を推定することにより、例えばフルオロデオキシグルコース(２-[F-１８]fluoro-２-deoxy-D-glucose、FDG)放射性薬剤が集積する癌細胞の存在する場所を特定することできかつ、さらにシングルフォトン放射性同位元素を含む放射性薬剤が集積するそれ以外の疾患場所などを特定することができる。

本発明の第一実施例である核医学診断装置の横断面図である。本発明の第一実施例である核医学診断装置の正面断面図である。本発明のγ線検出器のＸ方向からみた外観図である。本発明のγ線検出器のＹ方向からみた外観図である。本発明のγ線検出器に係る位置演算回路の一例を示す図である。本発明のγ線検出器のエネルギースペクトルを示す図である。本発明の弁別機能を説明するブロック図である。本発明のγ線検出器のエネルギースペクトルとエネルギーウインドウを説明する図である。本発明のγ線検出器のエネルギースペクトルとエネルギーウインドウを説明する図である。本発明の第二実施例である核医学診断装置の横断面図である。本発明の第二実施例である核医学診断装置の正面断面図である。

符号の説明

１ …核医学診断装置
２ …被検体
３、３Ａ、３Ｂ …γ線検出器
４ …２次元コリメータ
５ …支持部材
６ …ベアリング
７ …ベッド
８ …ベッドの架台
９ …検出器保持部
１０ …架台
１１ …シングルフォトンを放出する核種を用いた薬剤の集積部位
１２、１２Ａ、１２Ｂ …シングルフォトンγ線
２１ …ポジトロンを放出する核種を用いた薬剤の集積部位
２２、２２Ａ、２２Ｂ、２２Ｃ…消滅γ線
２２Ｄ …コンプトン散乱線
２３ …セプター
２４ …１次元コリメータ
４０ …γ線検出器モジュール
４１、５１ …シンチレータ
４２、５２ …シンチレータ群
４３、５３ …光反射材
４４、４５、５４、５５…カップリング接着剤
４６、５６ …ライトガイド
４７、５７ …光反射材
６１、６２、６３、６４…光電子増倍管
７１、７２、７３、７４…加算器
７５ …位置弁別回路
７６ …位置弁別回路

（実施例１）
以下、本発明の核医学診断装置の第一実施例の構成を図面に示し詳細に説明する。図１は本発明の核医学診断装置１の横方向の断面を示している。より診断精度を上げるため、シングルフォトンを放出する核種を用いた薬剤とポジトロンを放出する核種を用いた薬剤など異なる薬剤を、ベッド７の上に寝かされた被検体２に同時に投与されている場合を想定する。

図１は、被検体２の体内でシングルフォトンを放出する核種を用いた薬剤の集積部位１１及びポジトロンを放出する核種を用いた薬剤の集積部位２１が存在することを示す。

本実施例では、第一の薬剤は、シングルフォトンを放出するＴｃ-99ｍなる核種を含むとして説明する。この核種によるγ線のエネルギーは１４１keVであり、半減期は６時間である。

一方、第二の薬剤は、ポジトロンを放出するフルオロデオキシグルコース(２-[F-１８]fluoro-２-deoxy-D-glucose、FDG)なる核種を含むとして説明する。この核種はポジトロンを放出するため、付近の細胞の電子と結合して消滅し、５１１keVのエネルギーを有する一対のγ線を放射する。また半減期は１１０分である。

本発明の核医学診断装置は、被検体内で集積したこれら薬剤の位置を同時に撮像、画像化し特定するものである。また本実施例において、シングルフォトンを放出する核種を用いた薬剤とポジトロンを放出する核種を用いた薬剤を検出するγ線検出器３は共通のものである。

前述したようにシングルフォトンγ線１２を検出するためには２次元コリメータ４が必要である。図１の実施例の場合、２次元コリメータ４は全周に存在するリング状の支持部材５で結合されている。支持部材５は架台１０に配置されたベアリング６によってガイドされており外部からの駆動機構（図示していない）で回転できるように構成されている。ここで２次元コリメータ４は２次元的に格子状に遮蔽材が組み合わされたものである。

またγ線検出器３はγ線検出器モジュール４０から構成されており、所定断層面に対して環状に周設されており、被写体２の体軸方向にそって複数層の積層配置をしている。

一方、図２は本発明の核医学診断装置１の正面方向の断面を示している。２次元コリメータ４は所定断層面に対して環状に周設されたγ線検出器３の前面に沿って回転可能に配置されている。また、全周の内、一部分のみ存在し、かつ対向して配置されている。本実施例では、対向した位置に２次元コリメータを配置しているが、必ずしも対向させる必要はない。

２次元コリメータ４はシングルフォトンγ線１２を検出するためには不可欠なものである。つまり２次元コリメータ４が回転中に、所定断層面に対して環状に周設されたγ線検出器３と重なった瞬間の領域にあるγ線検出器３Ａについては、２次元コリメータ４と共に機能させることによりシングルフォトンγ線１２の検出を行う。また、全てのγ線検出器３は、ポジトロンを発生源とする消滅γ線２２の検出を行う。尚、２次元コリメータ４の遮蔽材の材質としては、鉛、タングステン、タングステン合金、モリブデン、タンタルなど重金属が一般に用いられる。

ここで、γ線検出器３を構成しているγ線検出器モジュール４０は、被検体内で放射性薬剤から放出されたガンマ線を入射して発光するシンチレータと、位置弁別をするためのライトガイドと前記シンチレータの発光をパルス状の電気信号に変換する光電子増倍管とから構成されている。γ線検出器モジュール４０についてさらに詳細に説明するため一例を図３、図４に示す。

図３はγ線検出器モジュール４０をＹ方向からみたＸ方向の外観図（側面図）であり、図４は、γ線検出器モジュール４０をＸ方向からみたＹ方向の外観図（正面図）である。γ線検出器４は、光反射材４３及び５３が適宜挟み込まれることによって区画され、Ｘ方向に９個、Ｙ方向に１０個の合計９０個のシンチレータ４１（５１）を２次元的に密着配置したシンチレータ群４２（５２）と、このシンチレータ群４２（５２）に光学的に結合されかつ光反射材４７及び５７が組み合わされた格子枠体が埋設され多数の小区画が画定されているライトガイド４６（５６）とこのライトガイド４６（５６）に光学的に結合される４個の光電子増倍管６１、６２、６３、６４とから構成されている。尚本図３では光電子増倍管６１と光電子増倍管６２とが図示されており、図４では光電子増倍管６１と光電子増倍管６３とが図示されている。ここでシンチレータ４１（５１）としては、Ｇｄ２ＳｉＯ_５：Ｃｅ、Zr doped Ｇｄ_２ＳｉＯ_５：Ｃｅ、Ｌｕ_２ＳｉＯ_５：Ｃｅ、ＬｕＹＳｉＯ_５：Ｃｅ、ＬａＢｒ_３：Ｃｅ、ＬａＣｌ_３：Ｃｅ、ＬｕＩ：Ｃｅ、Ｂｉ_４Ｇｅ_３０_１２、Ｌｕ_0.4Ｇｄ_1.6ＳｉＯ_５：Ｃｅなどの無機結晶が用いられる。

図３に示すように、Ｘ方向に配列された９個のシンチレータ４１（Ｘ方向においては各シンチレータ４１間はすべて光反射材４３が挿設されている）にガンマ線が入射すると可視光に変換される。この光は光学的に結合されるライトガイド４６を通して光電子増倍管６１〜６４へ光が導かれるが、その際、Ｘ方向に配列された光電子増倍管６１（６３）と光電子増倍管６２（６４）の出力比が一定の割合で変化するように、ライトガイド４６における各々の光反射材４７の位置と長さおよび角度が調整されている。

より具体的には光電子増倍管６１の出力をＰ１、光電子増倍管６２の出力をＰ２、光電子増倍管６３の出力をＰ３、光電子増倍管６４の出力をＰ４とすると、Ｘ方向の位置を表す計算値｛（Ｐ１＋Ｐ３）−（Ｐ２＋Ｐ４）｝／（Ｐ１＋Ｐ２＋Ｐ３＋Ｐ４）が各シンチレータ４１の位置に応じて一定の割合で変化するよう光反射材４７の位置と長さが設定されている。

一方、図４に示すように、Ｙ方向に配列された１０個のシンチレータ５１（中心４本のシンチレータ５１のそれぞれの間には光反射材５３は挿設されておらず、そしてそれ以外のシンチレータ５１のそれぞれの間には光反射材５３が挿設されている）の場合も同様に、光学的に結合されるライトガイド５６を通して光電子増倍管６１〜６４へ光が導かれる。すなわちＹ方向に配列された光電子増倍管６１（６２）と光電子増倍管６３（６４）の出力比が一定の割合で変化するように、ライトガイド５６における各々の光反射材５７の位置と長さが設定され、また傾斜の場合は角度が調整されている。

すなわち、Ｙ方向の位置を表す計算値｛（Ｐ１＋Ｐ２）−（Ｐ３＋Ｐ４）｝／（Ｐ１＋Ｐ２＋Ｐ３＋Ｐ４）が各シンチレータ５１の位置に応じて一定の割合で変化するよう光反射材５７の位置と長さが設定されている。

ここで各シンチレータ４１（５１）間における光反射材４３（５３）及びライトガイド４６（５６）の光反射材４７（５７）は、主としてポリエステルフィルムを基材とした酸化ケイ素と酸化チタニウムの多層膜フィルムが良く用いられ、その反射効率が非常に高いため光の反射素子として用いられているが厳密には光の入射角度によっては透過成分が発生しており、それをも計算に入れて光反射材４３（５３）及び光反射材４６（５６）の形状及び配置は決定されている。

なお、シンチレータ群４２（５２）はライトガイド４６（５６）とカップリング接着剤４４（５４）にて接着されており、ライトガイド４６（５６）は光電子増倍管６１〜６４とカップリング接着剤４５（５５）にて接着されている。また各シンチレータ４１（５１）が対向していない外周表面は、光電子増倍管６１〜６４側との光学結合面を除き光反射材で覆われている。この場合の光反射材としては主にフッ素樹脂テープが用いられる。

図５は、γ線検出器の位置演算回路の構成を示すブロック図である。位置演算回路は、加算器７１、７２、７３、７４と位置弁別回路７５、７６とから構成されている。図３に示すように、ガンマ線のＸ方向の入射位置を検出するために、光電子増倍管６１の出力Ｐ１と光電子増倍管６３の出力Ｐ３とが加算器７１に入力されるとともに、光電子増倍管６２の出力Ｐ２と光電子増倍管６４の出力Ｐ４とが加算器７２に入力される。両加算器７１、７２の各加算出力（Ｐ１＋Ｐ３）と（Ｐ２＋Ｐ４）とが位置弁別回路７５へ入力され、両加算出力に基づきガンマ線のＸ方向の入射位置が求められる。同様に、ガンマ線のＹ方向の入射位置を検出するために、光電子増倍管６１の出力Ｐ１と光電子増倍管６２の出力Ｐ２とが加算器７３に入力されるとともに、光電子増倍管６３の出力Ｐ３と光電子増倍管６４の出力Ｐ４とが加算器７４に入力される。両加算器７３、７４の各加算出力（Ｐ１＋Ｐ２）と（Ｐ３＋Ｐ４）とが位置弁別回路７６へ入力され、両加算出力に基づきガンマ線のＹ方向の入射位置が求められる。さらに計算値（Ｐ１＋Ｐ２＋Ｐ３＋Ｐ４）はそのイベントに対するエネルギーを示しており、図６に示すようなエネルギースペクトルとして表示される。

次に、ポジトロンによる消滅γ線及びシングルフォトンγ線を検出するための構成について、図７〜図９を参照して詳細に説明する。

図７は、ポジトロンによる消滅γ線及びシングルフォトンγ線を検出するための概略を示すブロック図である。ここでは、装置にＮ個のγ線検出器３を搭載しているものとする。全てのγ線検出器３したから出力された電気信号Ｓｎ（ｎ＝１，２，… Ｎ）は、エネルギー弁別手段８１へ入力される。エネルギー弁別手段８１は、図８に示すように、エネルギースペクトルマップ上で１４１keVを中心にエネルギーウインドウ（例えば±１００keV）を設けておいて、その中に入る信号を第一の信号Ｓ１ｎとして出力するとともに、図９に示すように、エネルギースペクトルマップ上で５１１keVを中心にエネルギーウインドウ（例えば±１００keV）を設けておいて、その中に入る信号を第二の信号Ｓ２ｎとして出力する。

エネルギー弁別手段８１から出力された第一の信号Ｓ１ｎは、第一の位置特定手段８２へと入力される。第一の位置特定手段８２は、第一の薬剤の位置を特定するための信号Ｓ１を出力する。第一の薬剤の位置を特定するためには、図１及び図２に示すように、回転中の２次元コリメータ４を通り抜け、γ線検出器３Ａに到達したシングルフォトンγ線１２Ａをシングルフォトンγ線として検出しなければならない。

ここで、２次元コリメータ４は、図示しないコリメータ位置検出手段により、逐次その位置が検出されている。そこで、検出器選択手段８２１を設ける。検出器選択手段８２１は、エネルギー弁別手段から出力された第一の信号Ｓ１ｎから、２次元コリメータ４と重なるγ線検出器３Ａからの信号Ｓ１Ａと、重ならないγ線検出器３Ｂからの信号Ｓ１Ｂとに分けて出力する。コリメータ４を回転させながら、信号Ｓ１Ａのカウントを行うことにより、第一の薬剤の集積部位１１を正確に特定することができる。

ところが、図２に示すように、第二の薬剤の集積部位２１を起点とする消滅γ線２２の内、消滅γ線２２Ｃのように被検体２内でコンプトン散乱を起こし走行経路を変更してエネルギーを下げて放出されるコンプトン散乱線２２Ｄが確率的に存在する。このコンプトン散乱線２２Ｄが例えば１４１keV付近のエネルギーを有し、回転中の２次元コリメータ４を通り抜けた上で、γ線検出器３Ａに到達した場合、第二の薬剤の集積部位２１を、第一の薬剤の集結部位と誤認してしまう。かかる問題を解決するため、第一の位置特定手段８２に散乱線除去手段８２２を設けることが望ましい。

散乱線除去手段８２２は、上記信号Ｓ１Ａ及びＳ１Ｂを入力として、同時計測手段８２３でタイムウインドウ（例えば６ns以内）に入る信号Ｓ１ＡＢを検出し、信号Ｓ１Ａから除外する。かかる処理により、コンプトン散乱によりエネルギーを下げた消滅γ線による影響を除外することができる。

一方、エネルギー弁別手段８１から出力された第二の信号Ｓ２ｎは、第二の位置特定手段８３へと入力される。第二の位置特定手段８３は、第二の薬剤の位置を特定する機能を有する。

第二の位置特定手段８３は、同時計測手段８３１により、２箇所において同時計測される信号Ｓ２を抽出する。同時計測手段８３１は、タイムウインドウ（例えば６ns以内）に入るものを消滅γ線による信号Ｓ２であるとして抽出する。その信号が観測された２点の位置から、第二の薬剤の位置を特定することができる。

このように、エネルギー弁別手段３１により、全てのγ線検出器から出力される信号Ｓｎから、エネルギー弁別手段８１により所定のエネルギーを有する信号Ｓ１ｎ、Ｓ２ｎを抽出し、なおかつ、消滅γ線検出手段８３が有する同時計測手段８３１により、略１８０°対向して一対で放射される消滅γ線に関する信号のみを抽出することができる。

ここで、γ線検出器３Ａに入射するはずの消滅γ線２２の一部は、２次元コリメータ４に遮蔽されるようにも思われる。しかし、消滅γ線２２のエネルギーは５１１keVと比較的大きいため、２次元コリメータ４を通り抜けることができる。ただし、コリメータ４の材質によっては、確率的に一定量の消滅γ線２２Ｂが遮蔽される。

以上のように本発明の核医学診断装置は、被検体内で集積したこれら薬剤の位置を同時に撮像、画像化し特定することができる。また本発明において、シングルフォトンを放出する核種を用いた薬剤とポジトロンを放出する核種を用いた薬剤を検出するγ線検出器３は共通とできる。

（実施例２）
次に、本発明の核医学診断装置の第二実施例について説明する。

図１０は本発明の核医学診断装置１の横方向の断面を示している。第一実施例と同様に、より診断精度を上げるため被検体へ、シングルフォトンを放出する核種を用いた薬剤とポジトロンを放出する核種を用いた薬剤など異なる薬剤を同時にベッド７の上に寝かされた被検体２に投与されている場合を想定している。

図１０において被検体２の体内で、シングルフォトンを放出する核種を用いた薬剤の集積部位１１及びポジトロンを放出する核種を用いた薬剤の集積部位１２が存在することを示している。

前述したようにシングルフォトンγ線１２を検出するためには２次元コリメータが必要である。図１０の第二実施例の場合、γ線検出器３の前面には全周に渡ってセプター２３が配置されており、ポジトロンの検出には２次元収集を行うことになる。一方１次元コリメータ２４は全周に存在するリング状の支持部材５で結合されており、支持部材５は架台１０に配置されたベアリング６によってガイドされており外部からの駆動機構（図示していない）により回転可能なものになっている。１次元コリメータ２４は一方向に遮蔽材が並べられたものである。すなわち、これらセプター２３と１次元コリメータ２４が組み合わされた部分では２次元コリメータが形成されることになる。

一方、図１１は本発明の核医学診断装置１の正面方向の断面を示している。図１１の１次元コリメータ２４は所定断層面に対して環状に周設されたγ線検出器３の前面に沿って回転可能であり、全周の内、一部分のみ存在し、一例として対向して配置されている。セプター２３と１次元コリメータ２４によって２次元コリメータを形成し、シングルフォトンγ線１２を検出することになる。つまり１次元コリメータ２４が回転中に、所定断層面に対して環状に周設されたγ線検出器３と重なった瞬間の領域にあるγ線検出器３Ａについては、セプター２３と１次元コリメータ４と共に機能させることによりシングルフォトンγ線１２の検出を行う。また、全てのγ線検出器３については、ポジトロンを発生源とする消滅γ線２２の検出を行う。

ここで、γ線検出器３を構成しているγ線検出器モジュール４０は、被検体内で放射性薬剤から放出されたガンマ線を入射して発光するシンチレータと、位置弁別をするためのライトガイドと前記シンチレータの発光をパルス状の電気信号に変換する光電子増倍管とから構成されており、詳細は第一実施例と同様である。

次に、薬剤の集積部位を検出するためには、消滅γ線とシングルフォトンγ線を完全に弁別して検出する必要があるがこれも詳細は第一実施例と全く同様である。

本発明の核医学診断装置は、被検体内で集積したシングルフォトン放射性同位元素（ラジオアイソトープ，ＲＩ）やポジトロン放射性同位元素から放出された一本のγ線もしくは一対のγ線を同時計測し、関心部位の断層像を得るための核医学診断装置（ＥＣＴ装置）に適している。

Claims

環状に周設された、入射したγ線を電気信号に変換する複数のγ線検出器と、
前記複数のγ線検出器の前面に沿って回転可能に配置されるとともに、シングルフォトンの一部を遮蔽するコリメータと、
前記コリメータの位置を検出するコリメータ位置検出手段と、
前記複数のγ線検出器から略同時に出力される電気信号を同時計測信号として出力する同時計測手段と、
前記複数のγ線検出器から出力される電気信号の夫々を、被検体内に集積した第一の薬剤から放出されるシングルフォトンに起因する第一の信号と、被検体内に集積した第二の薬剤から放出されるポジトロンに起因する第二の信号とに弁別するためのエネルギー弁別手段と、
前記第一の信号及び前記コリメータの位置に基づいて、前記被検体内に集積した第一の薬剤の位置を特定する第一の位置特定手段と、
前記同時計測信号及び前記第二の信号に基づいて、被検体内に集積した第二の薬剤の位置を特定する第二の位置特定手段とを有することにより、
前記第一の薬剤及び第二の薬剤の位置を同時に特定することを特徴とする核医学診断装置。
前記コリメータは、２次元コリメータを有することを特徴とする請求項１に記載の核医学診断装置。
前記コリメータは、１次元コリメータであるとともに、前記複数のγ線検出器の前面に配置されたセプターを更に有することを特徴とする請求項１に記載の核医学診断装置。
前記エネルギー弁別手段は、前記第一の信号から２箇所のγ線検出器で略同時に計測された信号を除去することにより、前記被検体内に集積した第二の薬剤から放出されるポジトロンを発生源とする消滅γ線の散乱線による影響を低減する散乱線除去手段を更に有することを特徴とする請求項１乃至３のいずれかに記載の核医学診断装置。