JP5148066B2 - 核医学装置 - Google Patents

Description

本発明は、放射性同位元素で標識された放射性医薬品を被検体に投与し、放射性同位元素から放出されるガンマ線を検出して、被検体における放射性同位元素の３次元分布を得る核医学装置に関する。

放射性同位元素（Radioisotope）で標識された放射性医薬品を被検体に投与し、放射性同位元素から放出されるガンマ線の分布状態から、被検体における放射性同位元素の分布を画像化する核医学装置の１つとして、ＳＰＥＣＴ（Single Photon Emission Computed Tomography）装置が知られている。このＳＰＥＣＴ装置は、^９９ｍＴｃ、^２０１Ｔｌ、^１２３Ｉ等の、崩壊時に１個のガンマ線を放出する放射性同位体（シングルフォトン核種と呼ばれる）を被検体に投与し、投与した放射性同位体が崩壊した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から、被検体の断層像を再構成するという装置である。

ところで、放射性同位元素で標識された放射性医薬品の中には複数のエネルギーを放出する核種がある。このような複数のエネルギーを放出する核種からガンマ線を収集する際に、計測しようとしている放射性同位体から放出されるガンマ線のカウント数が最大となるエネルギー（ピークエネルギーと呼ばれる）近傍に収集ウインドウを設定し、この収集ウインドウ内に入ったガンマ線のみを収集することにより、断層像の画質を向上できることが知られている。また、収集ウインドウ内に入ったガンマ線の散乱線の影響を補正する散乱線補正の１つとして、例えばＴＥＷ（triple energy window）法と呼ばれる手法が知られている（例えば、特許文献１参照）。この手法は、メインとなる収集ウインドウの他に、このメインウインドウよりも高エネルギー側及び低エネルギー側に、サブの収集ウインドウを設け、これら２つのサブウインドウ内でカウントされるガンマ線のカウント数から、メインウインドウ内におけるガンマ線のカウント数の、散乱線による影響を補正する手法である。

また、ＳＰＥＣＴ装置では、複数の放射性医薬品にそれぞれ含まれる放射性同位体を同時に検出することもできる。この場合には、複数の放射性同位元素のそれぞれに対応するピークエネルギー近傍に収集ウインドウを設定し、設定した収集ウインドウ内に入ったガンマ線を個別に収集することで、各放射性同位体から放出されるガンマ線を分離するようにしている。
特開平１１−３８１４５号公報

ところで、ＳＰＥＣＴ装置で使用される放射線検出器（例えば、ＮａＩシンチレータと、光電子増倍管とから構成される）は、放射性同位体から放出されるガンマ線のエネルギーに依存してその収集効率が異なっている。この収集効率は、放射線検出器の構成によって特異的であり、また放射線検出器に装着されるコリメータの種類によってもガンマ線のエネルギーに依存して変化する収集効率の変化率が異なる。

しかしながら、現状の核医学装置では、エネルギーによる収集効率の違いを補正しておらず、低いエネルギーのガンマ線と高いエネルギーのガンマ線の１カウントとを同じ１カウントとして計測している。なお、収集エネルギーウインドウごとに異なるファイルに保存する機能は、ＳＰＥＣＴ装置はすでに持っている。これらのファイル内の画像を単純に効率の逆数倍することは従来でも可能ではあるものの、同一画像内に異なる収集エネルギーウインドウで収集されたガンマ線を表示する時に問題となる。

ここで、例えば、放射性医薬品を体内へ投与し、投与した放射性医薬品の定量（放射性医薬品の集積位置と集積量との測定）を行うことにより、その放射性医薬品を用いたタンパク質（例えば、臓器や組織）の定量を行う場合には、エネルギー毎及びコリメータ毎に異なる収集効率の影響を考慮してガンマ線のカウント数を補正することが必須である。同様に、複数の放射性医薬品を同時に体内へ投与し、これら投与した複数の放射性医薬品の定量（放射性医薬品の集積位置と集積量との測定）を同時に行う場合には、どの収集ウインドウで収集されたガンマ線であるのかを正確に分離することが非常に重要である。即ち、この場合もエネルギー毎及びコリメータ毎に異なる収集効率の影響を考慮してガンマ線のカウント数を補正することが必須となる。

更に、ＴＥＷ法等の散乱線補正を行う際にはメインウインドウの前後の収集ウインドウにおけるガンマ線のカウント数をもとに補正を行うが、現状ではメインウインドウよりも高エネルギー側のサブウインドウと低エネルギー側のサブウインドウにおいてはエネルギー毎及びコリメータ毎の収集効率の違いが反映されていない。

本発明は、上記の事情に鑑みてなされたもので、エネルギー依存の収集効率の違いを考慮してガンマ線のカウント数を補正することで、より定量的な画像を作成することができる核医学装置を提供することを目的とする。

上記の目的を達成するために、請求項１記載の本発明による核医学装置は、被検体に投与された複数の放射性医薬品にそれぞれ含まれるエネルギーピークの異なる放射性同位体から放出されるガンマ線を検出し、前記ガンマ線の入射位置と前記ガンマ線が有するエネルギーとを求めるガンマ線検出手段と、前記検出されたガンマ線を前記放射性同位体毎に収集するガンマ線収集手段と、前記ガンマ線検出手段の種類と前記ガンマ線が有するエネルギーとに応じて決定される前記ガンマ線検出手段による前記ガンマ線の収集効率の逆数を出力する出力手段と、前記ガンマ線収集手段によってガンマ線が収集される毎に、前記収集効率の逆数を加算していくことにより前記ガンマ線のカウント数を前記入射位置毎及び前記放射性同位体毎に求めるガンマ線カウント手段と、前記カウントされた前記放射性同位体毎のガンマ線のカウント数に基づいて画像を表示する表示手段とを具備することを特徴とする。

この請求項１記載の本発明によれば、ガンマ線収集手段で放射性同位体毎に収集されたガンマ線のカウント数を、収集効率記憶手段に記憶された収集効率を考慮してガンマ線カウント手段において放射性同位体毎に求めることができる。これにより、複数の放射性同位体を正しく分離でき、かつより定量的な画像を生成することが可能である。

本発明によれば、エネルギー依存の収集効率の違いを考慮してガンマ線のカウント数を補正することで、より定量的な画像を作成することができる核医学装置を提供することができる。

以下、図面を参照して本発明の実施形態を説明する。
［第１の実施形態］
図１は、本発明の第１の実施形態に係る核医学装置における主要な構成について示す図である。図１に示す核医学装置は、ガンマカメラ部１と、ウインドウ回路２Ａ、２Ｂ、２Ｃと、収集効率メモリ３と、ＣＰＵ４と、ガンマ線カウント回路５と、イメージメモリ６Ａ、６Ｂ、６Ｃと、イメージプロセッサ７Ａ、７Ｂ、７Ｃと、散乱補正プロセッサ８と、ディスプレイ９とから構成されている。

ガンマ線検出手段としてのガンマカメラ部１は、被検体に投与された放射性医薬品から放出されるガンマ線（フォトン）を検出する。ここで、ガンマカメラ部１は、アンガー型のガンマカメラと半導体アレイ型のガンマカメラの何れであっても良い。アンガー型のガンマカメラは、被検体に投与された放射性医薬品から放出されるガンマ線の入射方向を規制するための複数の平行孔が２次元状に形成されたコリメータと、コリメータを介して入射したガンマ線のエネルギーを吸収し、その位置において閃光を発するシンチレータと、シンチレータからの閃光を電気信号に変換する複数の光電子増倍管と、ガンマ線の入射位置とガンマ線のエネルギーとを検出する検出回路とから構成される。また、半導体アレイ型のガンマカメラは、シンチレータ、光電子増倍管の代わりに、ガンマ線を受けてそのエネルギーに応じた電気信号を発生させる半導体素子が配置される。

ここで、図１のガンマカメラ部１において、コリメータは着脱自在に構成されている。そして、ガンマカメラ部１に装着されているコリメータの種類はコリメータ認識情報（例えばコリメータのＩＤ番号等）としてＣＰＵ４に通知される。なお、ガンマカメラ部１に装着可能なコリメータとしては種々のものがあり、例えば被検体に投与される放射性医薬品に含まれる放射性同位体から放出されるガンマ線のエネルギーに応じて、低エネルギー用や高エネルギー用のコリメータを用いることができる。一般に、低エネルギー用のコリメータは、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、そして孔数が多くなるように構成される。更に、低エネルギー用や高エネルギー用のコリメータの中でも、それぞれ汎用コリメータや高分解能コリメータ等、用途に応じた複数の種類のコリメータを用いることができる。

このような構成のガンマカメラ部１は、コリメータを介して入射したガンマ線を電気信号に変換し、この電気信号から、入射したガンマ線の２次元方向位置（Ｘ、Ｙ）と入射したガンマ線のエネルギー（Ｚ）とを計算し、２次元方向位置を示すＸＹ信号をガンマ線カウント回路５に、エネルギーを示すＺ信号をウインドウ回路２Ａ、２Ｂ、２Ｃと、ＣＰＵ４とに入力する。

ウインドウ回路は、ガンマカメラ部１から入力されたＺ信号が示すエネルギーが所定のエネルギー幅を有する収集ウインドウ内にある場合に、その旨を１個のパルス信号として、後段のガンマ線カウント回路５に通知する。ここで、図１の核医学装置は、散乱線補正にＴＥＷ法を採用しており、このＴＥＷ法を実現するために、図１の核医学装置においては、ウインドウ回路が、３系統のウインドウ回路２Ａ、２Ｂ、２Ｃから構成されている。ただし、第１の実施形態においてはＴＥＷ法を実現するための構成は必須ではなく、ＴＥＷ法以外の散乱線補正を行うようにしても良い。

第１のウインドウ回路としてのウインドウ回路２Ａは、ガンマカメラ部１から入力されたＺ信号が示すエネルギーが、メインウインドウ（第１の収集ウインドウ）の範囲内にあるときに１個のパルス信号を発生する。ここで、メインウインドウは、収集しようとする放射性同位体のカウント数が最大となるエネルギー（ピークエネルギー）を中心とするように設定される。ピークエネルギーは、収集しようとする核種に応じて一意に決まるものであり、例えば、^９９ｍＴｃのピークエネルギーは１４０ｋｅＶである。

また、第２のウインドウ回路としてのウインドウ回路２Ｂは、Ｚ信号が示すエネルギーが、メインウインドウに対して低エネルギー側に隣接しているサブウインドウ（第２の収集ウインドウ）のエネルギー範囲内にあるときに１個のパルス信号を発生する。更に、第３のウインドウ回路としてのウインドウ回路２Ｃは、Ｚ信号が示すエネルギーが、メインウインドウに対して高エネルギー側に隣接しているサブウインドウ（第３の収集ウインドウ）のエネルギー範囲内にあるときに１個のパルス信号を発生する。

ここで、第１の実施形態の特徴の１つは、コリメータ毎及びエネルギー毎に変化するガンマ線の収集効率の影響をリアルタイムで補正して、より正確なガンマ線の数を求めることができるようにした点である。このために、図１の核医学装置は、出力手段としての収集効率メモリ３及びＣＰＵ４と、ガンマ線カウント手段としてのガンマ線カウント回路５とを備えている。

収集効率メモリ３は、ガンマカメラ部１に装着されるコリメータの種類毎及びガンマ線のエネルギー毎のガンマ線の収集効率の表（以下、収集効率表と称する）を記憶するためのメモリである。ここで、収集効率は、ガンマカメラ部１に１カウント分のガンマ線が入射したときに、それが何カウント分のガンマ線として測定されるかを示す値である。このような収集効率表の一例を図２に示す。図２では、コリメータの種類として低エネルギー汎用コリメータ、低エネルギー高分解能コリメータ、高エネルギー汎用コリメータ、高エネルギー高分解能コリメータの収集効率について示している。なお、図２のような収集効率表の作成方法については、後で詳しく説明する。

制御手段としてのＣＰＵ４は、ガンマカメラ部１から通知されたコリメータ認識情報とＺ信号とに対応する収集効率を収集効率メモリ３から取得し、取得した収集効率の逆数をガンマ線カウント回路５に通知する。

ここで、収集効率は、上記したように、ガンマカメラ部１に１カウント分のガンマ線が入射したときに、それが何カウント分のガンマ線として測定されるかを示す値である。したがって、実際にガンマカメラ部１に入射したガンマ線のカウント数は、収集効率の逆数と考えることができる。このように考えると、１カウント分のガンマ線が計測される毎にそのガンマ線が有するエネルギーと現在装着されているコリメータの種類とに対応した収集効率の逆数を加算していくことで、図３に示すようにして、エネルギー依存の収集効率を考慮して、ガンマ線のカウント数を補正できることが分かる。

このような考えに基づいて、ガンマ線カウント回路５は、ガンマカメラ部１からＸＹ信号を、ウインドウ回路２Ａからパルス信号を、ＣＰＵ４から収集効率の逆数をそれぞれ受けたときに、ＸＹ信号によって示される２次元位置のデータを格納するイメージメモリ６Ａの所定アドレスに、収集効率の逆数を順次加算していく。このような動作により、撮影期間終了後には、メインウインドウ内のエネルギーを有するガンマ線のカウント数が、位置毎にかつエネルギー毎の収集効率の影響が補正された状態で求められ、このガンマ線のカウント数の空間的な分布が画像データとして収集される。

また、ガンマ線カウント回路５は、ガンマカメラ部１からＸＹ信号を、ウインドウ回路２Ｂからパルス信号を、ＣＰＵ４から収集効率の逆数をそれぞれ受けたときに、ＸＹ信号によって示される２次元位置のデータを格納するイメージメモリ６Ｂの所定アドレスに、収集効率の逆数を順次加算していく。このような動作により、撮影期間終了後には、メインウインドウに対して低エネルギー側に隣接するサブウインドウ内のエネルギーを有するガンマ線のカウント数が、位置毎にかつエネルギー毎の収集効率の影響が補正された状態で求められ、このカウント数の空間的な分布が画像データとして収集される。

更に、ガンマ線カウント回路５は、ガンマカメラ部１からＸＹ信号を、ウインドウ回路２Ｃからパルス信号を、ＣＰＵ４から収集効率をそれぞれ受けたときに、ＸＹ信号によって示される２次元位置のデータを格納するイメージメモリ６Ｃの所定アドレスに、収集効率の逆数を順次加算していく。このような動作により、撮影期間終了後には、メインウインドウに対して高エネルギー側に隣接するサブウインドウ内のエネルギーを有するガンマ線が、位置毎にかつエネルギー毎の収集効率の影響が考慮された状態で求められ、このカウント数の空間的な分布が画像データとして収集される。

イメージメモリ６Ａにおいて収集されたカウント数はイメージプロセッサ７Ａに供給され、イメージメモリ６Ｂにおいて収集されたカウント数はイメージプロセッサ７Ｂに供給され、イメージメモリ６Ｃにおいて収集されたカウント数はイメージプロセッサ７Ｃに供給される。イメージプロセッサ７Ａ、７Ｂ、７Ｃはそれぞれ、供給されたカウント数に対して、エネルギー補正、視野周縁の歪みを補正する直線性補正、ガンマカメラ部１が有する光電子増倍管又は半導体素子の感度のばらつきを均一化する均一性補正、生体の不均一な吸収係数に起因する計数誤差を補正する吸収補正等の散乱線補正以外の様々な補正を施す。

散乱補正手段としての散乱補正プロセッサ８は、ＴＥＷ法により散乱線補正を行う。ディスプレイ９は、散乱補正プロセッサ８で補正されたメインウインドウ内のガンマ線のカウント数を画素値とする画像を表示する。これによって、被検体から放出されるガンマ線に基づいて、被検体に投与された放射性医薬品の位置が、図４に示す参照符号４０１のようにして画像として表示手段としてのディスプレイ９上に表示される。

ここで、散乱補正プロセッサ８にて行われる散乱線補正について図５を参照して簡単に説明する。図５に示すように、ＴＥＷ法を利用した散乱線補正は、メインウインドウ５０１に対して低エネルギー側及び高エネルギー側にそれぞれサブウインドウ５０２、５０３を設け、これら２つのサブウインドウ内のカウント数を使ってメインウインドウ５０１内の散乱線量（図５に示す台形領域５０４の面積）を台形近似により推定し、この推定した散乱線量をメインウインドウ内のカウント数から減算することにより、メインウインドウ内の真のカウント数を求めるものである。

つまり、低エネルギー側サブウインドウ５０２内の平均カウント数（即ち、イメージメモリ６Ｂの出力を低エネルギー側サブウインドウ５０２のエネルギー幅で除算した値）をＵ、高エネルギー側サブウインドウ５０３内の平均カウント数（即ち、イメージメモリ６Ｃの出力を高エネルギー側サブウインドウ５０３のエネルギー幅で除算した値）をＬ、メインウインドウ５０１内のカウント数の合計（即ち、イメージメモリ６Ａの出力）をＭ、メインウインドウ５０１のエネルギー幅をＭ幅とすると、メインウインドウ５０１内のガンマ線の真のカウント数は、
真のカウント数＝Ｍ−（Ｌ＋Ｕ）×Ｍ幅/２ （式１）
から求めることが可能である。ここで、上記（式１）のＭ、Ｌ、Ｕはそれぞれ異なるエネルギーの収集ウインドウ内でのカウント数である。つまり、これら収集ウインドウではそれぞれ収集効率が異なるが、第１の実施形態では、上記（式１）の演算を行うのに先立って、エネルギー毎に変化する収集効率の影響を考慮してそれぞれの収集ウインドウ内のカウント数を補正しているので、ＴＥＷ法による散乱線補正を行った際の精度をより向上させることが可能である。

次に、収集効率メモリ３に記憶させる収集効率表の作成方法について図６を参照して説明する。図６は、収集効率表の作成方法について示したフローチャートである。
まず、ガンマカメラ部１に使用すると想定されるコリメータを装着する（ステップＳ１）。次に、ガンマカメラ部１を介して、放射能が既知の放射性同位体から放出されるガンマ線の収集を所定時間行う。所定時間のガンマ線の収集の後、そのときの収集効率を計算し、計算した収集効率を、現在装着されているコリメータの種類と収集したガンマ線のエネルギーとに対応付けて収集効率メモリ３に記憶させる（ステップＳ２）。ここで、放射能が既知であるならば、所定時間に収集されると想定されるガンマ線のカウント数は計算によって求めることが可能であるため、収集効率は、所定時間の計測で実際に収集されたガンマ線のカウント数を、放射能によって決定されるガンマ線のカウント数で除算することにより求めることができる。

次に、放出されるガンマ線のエネルギーの異なる複数の核種について同様の収集効率の測定を行う（ステップＳ３）。複数の核種について収集効率の測定を行った後、これら複数のエネルギー毎の収集効率に対し、内挿演算及び外挿演算を行って、所望するエネルギーに対応する収集効率を求める（ステップＳ４）。

ステップＳ４の後、使用されると想定される全てのコリメータについて収集効率の測定を行ったか否かを判定する（ステップＳ５）。ステップＳ５の判定において、全てのコリメータについて収集効率の測定を行っていない場合には、別のコリメータをガンマカメラ部１に装着した後（ステップＳ６）、ステップＳ２に戻り、別のコリメータについての収集効率の測定を行う。一方、ステップＳ５の判定において、全てのコリメータについて収集効率の測定を行った場合には、収集効率表の作成を終了する。

以上説明したように、第１の実施形態によれば、コリメータ毎及びエネルギー依存の収集効率の影響を考慮してガンマ線のカウント数を補正することにより、より定量的な画像を提供できる。特に、最近研究が活発に進められている分子イメージングの分野においては、癌組織の有無若しくは転移状況等を診断するのにタンパク質の分布やその量を定量解析することが非常に重要視されている。即ち、癌組織は或る特定のタンパク質を出すことが知られており、他のタンパク質と分離しかつ集積位置及び正確な集積量を特定できれば、癌組織の進行度合いを表す所謂ステージング情報を得ることができる。したがって、収集効率の影響を考慮してカウント補正を行うこの第１の実施態様によれば、体内の癌組織特有のタンパク質の定量化を行うことができ、定量的な診断を下すことができる。また、ＴＥＷ法等の散乱線補正における精度を向上させることもできる。

ここで、図２の収集効率表は、一例であり、図２に示したコリメータ以外の収集効率を記憶させるようにしても良い。また、図２においては収集効率そのものを記憶させるようにしているが、収集効率の逆数を記憶させるようにしても良い。

［第２の実施形態］
次に、本発明の第２の実施形態について説明する。本発明の第２の実施形態は、複数の放射性同位体を同時に検出できる核医学装置に本発明を適用した例である。図７に第２の実施形態の核医学装置の主要な構成を示す。なお、この図７の構成は、３種類の核種を検出可能な核医学装置の例である。図７に示すように、第２の実施形態においては、第１の実施形態のウインドウ回路２Ａ、２Ｂ、２Ｃに代えて、ウインドウ回路２０Ａ、２０Ｂ、２０Ｃが設けられている。これらウインドウ回路２０Ａ、２０Ｂ、２０Ｃはそれぞれ異なるエネルギーピークを有するガンマ線を放出する核種（以下、核種１、核種２、核種３とする）からのガンマ線を分離するために設けられている。

つまり、ウインドウ回路２０Ａは、ガンマカメラ部１から入力されたＺ信号が示すエネルギーが、核種１のピークエネルギーを含む収集ウインドウの範囲内にあるときに１個のパルス信号を発生する。また、ウインドウ回路２０Ｂは、Ｚ信号が示すエネルギーが、核種１とピークエネルギーが異なる核種２のピークエネルギーを含む収集ウインドウの範囲内にあるときに１個のパルス信号を発生する。更に、ウインドウ回路２０Ｃは、Ｚ信号が示すエネルギーが、核種１及び核種２とピークエネルギーが異なる核種３のピークエネルギーを含む収集ウインドウの範囲内にあるときに１個のパルス信号を発生する。なお、これらウインドウ回路２０Ａ、２０Ｂ、２０Ｃのそれぞれの収集ウインドウは任意に設定可能になっている。

ここで、図７においては、説明を簡単にするためにＴＥＷ法による散乱線補正を行うための構成を省略している。散乱線補正を行うようにする場合には、ウインドウ回路２０Ａ、２０Ｂ、２０Ｃのそれぞれについて低エネルギー側及び高エネルギー側に対応する２つのサブウインドウ用のウインドウ回路を設けると共に、イメージプロセッサ７Ａ、７Ｂ、７Ｃの後段に散乱補正プロセッサ８を設けるようにすれば良い。また、３種類よりも多くの核種を検出可能とする場合には、その分だけウインドウ回路、イメージメモリ、及びイメージプロセッサを増やせば良い。

また、図７においては、医師等が核医学装置の収集ウインドウ設定等の各種設定を行うための操作部１０と、イメージプロセッサ７Ａ、７Ｂ、７Ｃにおいて処理された画像から所定の画像データを生成するイメージ生成部１１も設けられている。

以下、図８のフローチャートを参照して、第２の実施形態の核医学装置の動作について説明する。まず、医師等は、被検体に複数の放射性医薬品を投与する。ここでは例として、核種１を含む放射性医薬品１、核種２を含む放射性医薬品２、核種３を含む放射性医薬品３が投与されたとする。その後、それぞれの放射性医薬品に含まれる核種からのガンマ線を検出できるようにウインドウ回路２０Ａ、２０Ｂ、２０Ｃのそれぞれの収集ウインドウを、操作部１０を介して設定する（ステップＳ１１）。これにより、ＣＰＵ４を介して各ウインドウ回路の収集ウインドウ幅が設定される。ここで、収集ウインドウは、図９の参照符号９０１、９０２、９０３で示すように、測定しようとするそれぞれの核種のピークエネルギーを中心とするように設定する。ステップＳ１１において、収集ウインドウを設定した後、それぞれ設定した収集ウインドウがどの放射性医薬品に対応したものであるかを、操作部１０を介して設定する（ステップＳ１２）。これにより、放射性医薬品の薬剤名がＣＰＵ４によって認識される。

以上の処理の後、本核医学装置による放射性同位体からのガンマ線の検出を開始する。これにより、ガンマカメラ部１を介して検出されるガンマ線のエネルギーがウインドウ回路２０Ａ、２０Ｂ、２０Ｃの何れかの収集ウインドウ内に入っている場合に、そのウインドウ回路はそのガンマ線を収集することを決定し、そのことを１個のパルス信号によりガンマ線カウント回路５に通知する（ステップＳ１３）。また、ＣＰＵ４は、コリメータ認識情報とそのとき検出されたガンマ線のエネルギーを示すＺ信号とから、収集効率を収集効率メモリ３から取得してガンマ線カウント回路５に通知する。この収集効率の取得動作は第１の実施形態で説明したものと同様である。

ガンマ線カウント回路５は、ガンマカメラ部１からＸＹ信号を、ウインドウ回路からパルス信号を、ＣＰＵ４から収集効率を受けた場合に、対応するイメージメモリの所定アドレスに、収集効率の逆数を順次加算していくことにより、ガンマ線のカウント数を求める（ステップＳ１４）。これにより、イメージメモリ６Ａには核種１についてのガンマ線のカウント数が、イメージメモリ６Ｂには核種２についてのガンマ線のカウント数が、イメージメモリ６Ｃには核種３についてのガンマ線のカウント数がそれぞれ格納される。

イメージプロセッサ７Ａ、７Ｂ、７Ｃはそれぞれ対応するイメージメモリに格納されたガンマ線のカウント数に対して上記したような補正を行う。そして、イメージ生成部１１は、イメージプロセッサ７Ａで補正されたガンマ線のカウント数から図１０（Ａ）のような画像を、イメージプロセッサ７Ｂで補正されたガンマ線のカウント数から図１０（Ｂ）のような画像を、イメージプロセッサ７Ｃで補正されたガンマ線のカウント数から図１０（Ｃ）のような画像を個別に生成する（ステップＳ１５）。その後、ディスプレイ９は、これら生成された３枚の画像データを同時に表示する（ステップＳ１６）。この際には、例えばディスプレイ９の１画面を３つに分割して３枚の画像を同時に表示させれば良い。または、ディスプレイ９には図１０（Ａ）〜図１０（Ｃ）で示す画像を１枚ずつ表示させ、ディスプレイ９に表示させる画像を操作部１０の操作等によって切り替え可能としても良い。

このようにして、放出するガンマ線のエネルギーが異なる放射性同位体を含む放射性医薬品を、図１０（Ａ）の参照符号９０１Ａ、図１０（Ｂ）の参照符号９０２Ａ、図１０（Ｃ）の参照符号９０３Ａのようにして分離して表示できるので、医師等は被検体に投与した複数の放射性医薬品がそれぞれ被検体のどの位置で吸収されたのかを容易に視別することが可能である。なお、図１０（Ａ）、図１０（Ｂ）、図１０（Ｃ）のような表示を行う際には、ＣＰＵ４に認識させた放射性医薬品情報に基づいて、それぞれの画像がどの放射性医薬品についての画像かを示す表示を、例えば図１０（Ａ）の参照符号９０１Ｂ、図１０（Ｂ）の参照符号９０２Ｂ、図１０（Ｃ）の参照符号９０３Ｂのようにして表示させることが好ましい。これにより、それぞれの画像と放射性医薬品との関連がより明瞭となる。また、この際に放射性医薬品を用いたタンパク質の名称も併せて表示させるようにしても良い。

次に、第２の実施形態の変形例について説明する。この変形例は図１０と異なり、イメージプロセッサ７Ａで生成された画像と、イメージプロセッサ７Ｂで生成された画像と、イメージプロセッサ７Ｃで生成された画像とを合成してディスプレイ９に表示させる例である。

以下、図１１のフローチャートを参照して、変形例の核医学装置の動作について説明する。まず、医師等は、被検体に複数の放射性医薬品（放射性医薬品１、放射性医薬品２、放射性医薬品３）を投与する。その後、それぞれの放射性医薬品に含まれる核種からのガンマ線を検出できるようにウインドウ回路２０Ａ、２０Ｂ、２０Ｃのそれぞれの収集ウインドウを、操作部１０を介して設定する（ステップＳ２１）。収集ウインドウを設定した後、それぞれ設定した収集ウインドウがどの放射性医薬品に対応したものであるか設定すると共に、それぞれの放射性医薬品を画像として表示する際の色を設定する（ステップＳ２２）。

以上の処理の後、本核医学装置による放射性同位体からのガンマ線の検出を開始する。これにより、ガンマカメラ部１を介して検出されるガンマ線のエネルギーがウインドウ回路２０Ａ、２０Ｂ、２０Ｃの何れかの収集ウインドウ内に入っている場合に、そのウインドウ回路はそのガンマ線を収集することを決定し、そのことを１個のパルス信号によりガンマ線カウント回路５に通知する（ステップＳ２３）。また、ＣＰＵ４は、コリメータ認識情報とそのとき検出されたガンマ線のエネルギーを示すＺ信号とから、収集効率を収集効率メモリ３から取得してガンマ線カウント回路５に通知する。

ガンマ線カウント回路５は、ガンマカメラ部１からＸＹ信号を、ウインドウ回路からパルス信号を、ＣＰＵ４から収集効率を受けた場合に、対応するイメージメモリの所定アドレスに、収集効率の逆数を順次加算していくことにより、ガンマ線のカウント数を求める（ステップＳ２４）。これにより、イメージメモリ６Ａには核種１についてのガンマ線のカウント数が、イメージメモリ６Ｂには核種２についてのガンマ線のカウント数が、イメージメモリ６Ｃには核種３についてのガンマ線のカウント数がそれぞれ格納される。

イメージプロセッサ７Ａ、７Ｂ、７Ｃはそれぞれ対応するイメージメモリに格納されたガンマ線のカウント数に対して上記したような補正を行う。そして、イメージ生成部１１は、イメージプロセッサ７Ａ、７Ｂ、７Ｃで補正されたガンマ線のカウント数から、図１０（Ａ）、図１０（Ｂ）、図１０（Ｃ）で示すような３枚の画像データを生成する（ステップＳ２５）。そして、イメージ生成部１１は、これら３枚の画像データを合成して図１２に示すような画像を生成する。この際、イメージ生成部１１は、放射性医薬毎に色分けを行う。その後に、ディスプレイ９は、イメージ生成部１１で生成された合成画像を表示する（ステップＳ２６）。なお、図１２の画像を表示させる際において、どの色がどの放射性医薬品を示しているのかを示す表示を行うようにしても良い。

以上説明したように、第２の実施形態によれば、体内に投与された複数の放射性医薬品を正確に分離し、これらを視別可能なように表示することができるので、複数の薬品の定量性がより分かりやすい画像を提供できる。

以上実施形態に基づいて本発明を説明したが、本発明は上記した実施形態に限定されるものではなく、本発明の要旨の範囲内で種々の変形や応用が可能なことは勿論である。

更に、上記した実施形態には種々の段階の発明が含まれており、開示される複数の構成要件の適当な組合せにより種々の発明が抽出され得る。例えば、実施形態に示される全構成要件からいくつかの構成要件が削除されても、発明が解決しようとする課題の欄で述べた課題が解決でき、発明の効果の欄で述べられている効果が得られる場合には、この構成要件が削除された構成も発明として抽出され得る。

本発明の第１の実施形態に係る核医学装置における主要な構成について示す図である。 収集効率表の一例を示す図である。 エネルギー依存の収集効率を考慮した補正の考え方について示す図である。 ディスプレイに表示される画像の一例を示す図である。 ＴＥＷ法による散乱線補正について説明するための図である。 収集効率表の作成方法について示したフローチャートである。 本発明の第２の実施形態に係る核医学装置における主要な構成について示す図である。 第２の実施形態の核医学装置の動作について説明するためのフローチャートである。 複数の放射性同位体が投与された場合の収集ウインドウの設定手法について説明するための図である。 第２の実施形態においてイメージ生成部で生成される画像の一例について示す図である。 第２の実施形態の変形例の核医学装置の動作について説明するためのフローチャートである。 第２の実施形態の変形例においてイメージ生成部で生成される合成画像の一例について示す図である。

符号の説明

１…ガンマカメラ部、２Ａ，２Ｂ，２Ｃ，２０Ａ，２０Ｂ，２０Ｃ…ウインドウ回路、３…収集効率メモリ、４…ＣＰＵ、５…ガンマ線カウント回路、６Ａ，６Ｂ，６Ｃ…イメージメモリ、７Ａ，７Ｂ，７Ｃ…イメージプロセッサ、８…散乱補正プロセッサ、９…ディスプレイ、１０…操作部、１１…イメージ生成部

Claims (5)

1. 被検体に投与された複数の放射性医薬品にそれぞれ含まれるエネルギーピークの異なる放射性同位体から放出されるガンマ線を検出し、前記ガンマ線の入射位置と前記ガンマ線が有するエネルギーとを求めるガンマ線検出手段と、
   前記検出されたガンマ線を前記放射性同位体毎に収集するガンマ線収集手段と、
   前記ガンマ線検出手段の種類と前記ガンマ線が有するエネルギーとに応じて決定される前記ガンマ線検出手段による前記ガンマ線の収集効率の逆数を出力する出力手段と、
   前記ガンマ線収集手段によってガンマ線が収集される毎に、前記収集効率の逆数を加算していくことにより前記ガンマ線のカウント数を前記入射位置毎及び前記放射性同位体毎に求めるガンマ線カウント手段と、
   前記カウントされた前記放射性同位体毎のガンマ線のカウント数に基づいて画像を表示する表示手段と、
   を具備することを特徴とする核医学装置。
2. 前記表示手段は、前記放射性同位体毎に分離して複数の画像を表示することを特徴とする請求項１に記載の核医学装置。
3. 前記表示手段は、前記画像と共に前記被検体に投与された放射性医薬品の薬品名又は前記放射性医薬品を利用して画像化するタンパク質の名称の少なくとも何れかを表示することを特徴とする請求項２に記載の核医学装置。
4. 前記表示手段は、前記放射性同位体毎に色分けして前記画像を表示することを特徴とする請求項１に記載の核医学装置。
5. 前記ガンマ線検出手段は、前記放射性同位体から入射するガンマ線の入射方向を規制するコリメータを含み、
   前記ガンマ線検出手段の種類は、前記コリメータの種類を少なくとも含むことを特徴とする請求項１に記載の核医学装置。

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