JPH09178858A - 核医学における透過画像の獲得方法 - Google Patents

核医学における透過画像の獲得方法

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JPH09178858A
JPH09178858A JP7349886A JP34988695A JPH09178858A JP H09178858 A JPH09178858 A JP H09178858A JP 7349886 A JP7349886 A JP 7349886A JP 34988695 A JP34988695 A JP 34988695A JP H09178858 A JPH09178858 A JP H09178858A
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radiation
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nuclear medicine
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ブルギニョン ミシェル
Pare Christian
パル クリスチャン
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Abstract

(57)【要約】 【課題】 選択された放射性標識物質の公称範囲内で起
こる放射性事象を有効化して発光画像を検出する核医学
で透過画像と発光画像の両方を獲得する方法。 【解決方法】 透過画像の場合に、少なくとも二次また
は三次コンプトン光子の生成に対応する低いエネルギー
範囲を選択する。人工構造のない透過画像を再構築でき
る。この透過画像は発光画像の修正に用いることができ
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、核医学において下
記で定義の透過 (transmission) で得られる検査対象患
者の身体の透過画像 (transmission image）の獲得方法
に関するものである。この透過画像はそのままの状態で
被験体の解剖学的構造を知るために用いることもできる
が、下記定義の発光(emission)で得られる発光画像(emi
ssion image)の結果の修正に用いるのが好ましい。本発
明を後者で用いた場合には両方の画像を同時に獲得する
ことができるという利点がある。従って、時間が節約で
き、獲得した２つの画像を幾何学的により良く比較する
ことができ、２つの画像の一方の結果によって他方の結
果を修正することができる。
【０００２】
【従来の技術】核医学は検査対象患者の身体に関する機
能情報を得るための診断医学の一部門である。核医学で
は患者に放射性標識物質（マーカー）が注入され、一般
に用いられる標識物質はテクネチウムである。この放射
性標識物質はその生物学的運搬試薬に応じて患者の体内
の特定の器官で固定され、固定された場所で放射線すな
わちガンマ線を出す。器官に固定された標識物質の量が
多ければ多いほど放射線の量が多くなる。これは発光現
象(emission phenomenon) であり、この放射性現象はγ
線カメラまたはシンチレーションカメラで測定できる。
【０００３】従って、核医学機械にはγ線カメラの支持
マウントが必ず備えられている。γ線カメラは検出器と
検出画像の計算手段とを備え、検出器は一般に平らなシ
ンチレータ結晶を有している。このシンチレータはγ放
射線を吸収し、光電効果によってシンチレーション発光
する。このシンチレーション発光を下流側に設けた検出
器の光電子増倍管アレーで検出する。各光電子増倍管は
計算手段に接続され、γ線カメラに設けられた制御・処
理パネルで処理される。上記各手段を用いることによっ
てシンチレータ内でγ線の当たった位置の座標を決める
ことができる。この位置から身体の投影画像が分かる。
なお、身体内での放射線の発光は無指向性であるので、
選択した方向に伝播した放射線のみを通過させるコリメ
ータを身体とシンチレータとの間に配置しないと上記の
位置決めは効果的に行うことができない。
【０００４】上記の発光現象による検査では複数の投影
画像を形成することができ、放射現象が生じている間
（約30分間の検査時間）にγ線カメラを患者の身体の周
りで回転させれば、一定数の投影像、例えば平行投影像
を得ることができ、この平行投影像を用いるとトモグラ
フィー法で身体の断層画像を再構築することができ、コ
リメータはその平面に対して直角な１つの方向にのみ放
射線を通過させるので、投影像は平行型になる。
【０００５】しかし、上記で簡単に説明した画像獲得法
には欠点がある。すなわち、身体の内部構造から出たγ
線はシンチレータを励起する前に同じ身体内の他の領域
を横切らなければならないため、γ線はこれら身体内の
他の領域で減衰される。この減衰によって画像の獲得が
妨害され、再構築される画像の正確度および精度が損な
われる。
【０００６】そのため、減衰量を実際に測定しないで上
記の問題を解決する方法が種々提案されているが、従来
提案された方法は結果が悪く、現時点で使用可能な唯一
の方法は透過トモグラフィーによって実際に減衰量を測
定する方法だけである。この方法では放射線密度に関係
する身体内の各位置での減衰係数を知り、それに基づい
て発光で得られた画像結果を修正する。この修正法では
標識物質の崩壊によって出てくる放射線の経路上に存在
する組織の寸法が考慮される。
【０００７】フランス国特許出願第89/10225号（1989年
７月28日出願、公開第 2650397号）には、外部ガンマ線
点源を有する装置をγ線カメラの検出器と向き合わせて
身体内部構造を透過型で測定する方法が提案されてい
る。身体はこのガンマ線点源と検出器との間に置く。実
際に透過画像を得るにはガンマ線点源を検出器の正面か
ら約１メートルの距離へ移動すればよい。「透過 (tran
smission) 」という用語は放射線源が身体外部にあっ
て、測定される放射線が身体の片側から反対側まで通過
することを意味し、身体がγ線放射を透過する（または
透過しない）ことになる。この特許では放射線が円錐形
に広がる性質を利用して再構築アルゴリズムをわずかに
修正するだけでトモグラフィー画像を再構築している。
【０００８】しかし、この方法にはいくつかの欠点があ
る。第１の欠点は患者の身体を外部ガンマ線点源に曝さ
なければならず、従って、時間がロスする。第２の欠点
は放射線が円錐形に広がる性質を利用することから生じ
る。すなわち、検出器の寸法が小さいため、患者の身体
全体を放射線の円錐の中に入れることはできない。円錐
の母線に近い身体の部分は検出器の面に近くないと有効
な放射線を受けない。トモグラフィー画像を獲得するた
めにカメラを患者の体の周囲で半回転させるが、これら
領域は検出器の平面から最も離れたところにあって、照
射を受けないか、照射を受けても放射線は検出器の限界
を越えてしまう。その結果、場合によって考慮されたり
されなかったりするこれらの部分の画像の再構築ではア
ーティファクト（人為的な構造）が生じることになる。
実際の再構築ではどのようなγ線カメラの影響範囲でも
見える部分に操作を限定することが必要である。
【０００９】マッキー(D. J. Macey) 達の論文『コンプ
トン分散光子を用いたSPECT のための３つの境界検出法
の比較』“Comparison of Three Boundary Detection M
ethods For SPECT Using Compton Scattered Photons"
(Journal of Nuclear Medicine Vol. 29, No. 2, Febru
ary 1988）にはコンプトン効果を利用して透過で画像を
獲得する方法が提案されている。この文献では放射線源
が患者の体内にある時に得られる画像と体外にある時に
得られる画像とを比較しており、体外にある場合にはコ
ンプトン光子を90℃で測定すべきか180 ℃で測定すべき
かを比較している。使用した放射性標識物質は放射エネ
ルギーが 140 Kevのテクネチウムであり、いずれの場合
もγ線カメラの検出器の前で患者の身体を回転させて一
連の検査を行っている。
【００１０】この論文の結論は、内部放射線源を用いた
検査の結果は使用できず、放射線源が外部にある場合の
結果は許容可能であるというものである。いずれの場合
も起こっているのは真の透過ではなく擬似透過である。
すなわち、簡単に言えば、放射線は注入された器官から
直接発せられたものではない。しかし、以下、本明細書
ではこの現象を「発光」（標識物質の注入に関連する）
と区別するために「透過」という用語を使用する。
【００１１】検査対象構造中に放射性標識物質を注入し
て行う検査の場合には、コンプトン光子を測定するため
のエネルギーウィンドウは 110Kev を中心に±15％の幅
を有している、すなわち 94 〜127 Kev である。実際に
は、140Kevのテクネチウムの場合に考えられるコンプト
ン光子のエネルギー下限は 90 Kev であり（180 °の後
方散乱）且つ検出上の理由から一次γ線放射を測定する
ために 140Kev を中心に±10％のウインドウ (126 〜15
4 Kev)を開けることができれば、その検査は考えられる
全てのコンプトン光子を考慮したものとみなすことがで
きる。しかし、この論文の著者達が導いた結果は、内部
放射線源では輪郭の再構築は困難であるか、定量的評価
を行うには有効でないというものである。
【００１２】
【発明が解決しようとする課題】本発明が解決しようと
する課題は、外部放射線源なしで検査できるようにする
ことにある。すなわち、時間のロス、従って機器の稼働
率低下の原因で、しかも取り扱いに常に危険が付きまと
う外部放射線源を無くすことにある。
【００１３】
【課題を解決するための手段】本発明の基本的考えは、
放射性標識物質によって発光画像を獲得すると同時に透
過画像も獲得するために、γ線放射源を患者の体内に注
入するという点にある。そのため、本発明ではエネルギ
ーウインドウを低くしてウインドウのほとんどの部分を
一次コンプトン光子の発光下限より下側に位置させて、
原理的に最も数の多い一次コンプトン光子を考慮したエ
ネルギーウインドウではなく、二次コンプトン光子、さ
らには三次コンプトン光子を考慮したエネルギーウイン
ドウにする。例えば、テクネチウムが出す一次コンプト
ン光子の発光下限は 90Kevである。
【００１４】このよううにすることによって、画像を作
るのに十分な量の情報が得られ、得られた画像がアーテ
ィファクトによって影響されないようにすることができ
る。本発明方法では身体内の各部分をより有効に考慮さ
れるものと思われる。なぜなら、二次または三次コンプ
トン光子は、二次または三次コンプトン事象が起きる発
光位置を有し、この位置は身体内でより優れた分布を示
す。各種の試験が行われ、考慮される範囲の大部分が第
１の放射の範囲と第１のコンプトン光子の範囲との外に
位置するならば、優れた画像を得ることができることが
見出された。
【００１５】
【発明の実施の形態】本発明の対象は下記各工程からな
る核医学で患者身体の透過画像を獲得する方法にある： 1) 患者の身体を核医学機器にセットし、 2) 所定エネルギー範囲Ｅの放射線を出す放射性標識物
質を患者の身体内に注入し、 3) 核医学機器の検出器を用いて患者の身体内で発生す
る0.75Ｅ〜0.35Ｅのエネルギー範囲を有する放射を検出
する。
【００１６】本発明では放射性標識物質（マーカー）を
患者の体内に注入する。患者体内で生じる放射性標識物
質が出す所定エネルギー範囲Ｅの放射線は核医学機器の
検出器を用いて検出される。このエネルギーは主として
少なくとも二次または三次のコンプトン光子の再発光の
エネルギー範囲に相当し、その上限は180 ℃の再発光に
よって固定される。本発明では、エネルギー範囲が上記
再発光現象位置が全ての位置にほぼ均一に分布するよう
にして、核医学機器の検出器を用いて患者体内で起こる
放射線を検出する。本発明は添付図面を参照した以下の
説明からより良く理解できよう。しかし、下記実施例は
単なる例示で本発明を限定するものではない。
【００１７】
【実施例】図１、図２はγ線カメラとよばれる本発明方
法を実施するために使用する核医学機器である。図１は
正面図であり、図２は図１に対して直角な縦方向平面で
の断面図である。この機械のフレーム１にはマウント２
が支持されている。このマウント２は軸線４を中心とし
て矢印の方向に回転可能な回転シャフト３によってフレ
ーム１に支持されている。図示した例ではマウント２に
２台の検出器５、６が支持されている。これら検出器
５、６はベッド８に寝た患者の身体７を挟むように互い
に離れて配置されている。なお、検出器は１台でもよ
く、さらには、２台以上でもよい。最大20台の検出器を
有する機器が知られている。
【００１８】次に、画像獲得原理を説明する。患者の身
体７に対して検出器が所定の向きにあるとした場合、患
者の体から出たγ線は患者の身体７と対向した検出器の
表面上に配置されたコリメータ９（図３）を通過する。
コリメータ９は真っ直ぐな孔でも、斜めの孔でも、互い
に平行な孔でも、収束する孔でもよい。コリメータ９が
存在することによって厄介な散乱放射線を考慮する必要
が無くなる。コリメータ９を通過した正しい伝播方向の
γ光子はコリメータ９の反対側に置かれたシンチレータ
結晶10内でシンチレーションｓを生じる。
【００１９】シンチレータ10から出たシンチレーション
ｓは光電子増倍管12のアレイ11で検出され、各光電子増
倍管12は検出したシンチレーションに相当する電気信号
を生し、この電気信号は処理回路13へ送られる。処理回
路13は特に重心ウエイティングレジスタ(barycenter-we
ighting resistor) のネットワークを有し、各光電子増
倍管12で作られた電気信号を加重（ウエイト付け）し
て、シンチレーションが測定されたシンチレータ10内で
の位置を表すＸ＋、Ｘ−、Ｙ＋およびＹ−とよばれる位
置決定電気信号を作る。そのためこの重心ウエイティン
グレジスタのネットワーク13は各位置決定電気信号を作
る増幅回路14に連結されている。この増幅回路14はエネ
ルギー信号Ｗを出し、各シンチレーションｓに対する合
計エネルギーを知ることができる。
【００２０】検査時には上記核医学機器の動作エネルギ
ー範囲を制御ボタン15およびチューニング装置16を用い
て調節する。実際には制御ボタン15を上記核医学機器を
制御するコンピュータのキーボードにし、チューニング
装置16をこのコンピュータのディスプレー17にすること
ができる。そうすることによって任意の核医学用機器に
おいて考慮すべきエネルギー範囲を表示する手段とする
ことができる。例えば140 kev のγ光子を出すテクネチ
ウム型の放射性標識物質を用いた発光画像の場合、一般
的には受光エネルギーウインドウの中心を 140Kev に合
わせ、±10％の範囲、すなわち 154 Kev〜126Kevに設定
する。
【００２１】上記のエネルギー範囲調節装置19はろ波回
路18に連結されている。このろ波回路18は、γ線カメラ
が行う残りの処理で、測定されたγ線パルスのエネルギ
ーが設定範囲内にある場合に位置決定信号を考慮するこ
とを有効にする役目をする。本発明では、先ず制御ボタ
ン15を用いてエネルギー範囲が0.75Ｅ〜0.35Ｅの間とな
るように調節する。ここで、Ｅは使用した放射性標識物
質が通常出すγ線のエネルギーである。この範囲の調節
は実際には少なくとも二次または三次コンプトン光子の
再発光範囲にほぼ対応していなければならない。こうす
ることによって再発光位置を統計的に均等に分布できる
と考えられる。一次コンプトン光子の再発光密度はγ線
の発生源からの距離および標識物質を注射した身体内の
器官からの距離が大きくなるにつれて小さくなるが、二
次または三次コンプトン光子は二次または三次放射線で
あるので、その分布はより良くなっていると考えられ
る。いずれにせよ、こうすることによってより優れた画
像にすることができるということは実験で証明されてい
る。特に、上記で引用した文献に記載のない輪郭が明確
に見えるようになる。
【００２２】各検出器の回路14の下流側に設けられたろ
波回路18は２つの役目をする。第一の役目は、作られた
画像でシンチレーションｓの正確な位置情報（従って、
患者の身体７内で生じる一次γ線発光または一次、二
次、三次コンプトン放射の起こった場所に対応する投影
画像）を与える電気信号Ｘ、Ｙを出すことにある。結果
的にはディスプレー17上のＸＹ座標に対応する位置に明
るいドット画像が現れる。しかし、測定されたエネルギ
ーＷが制御ボタン15を用いて調節した範囲に対応した場
合のみに表示をする場合もある。すなわち、測定された
エネルギーが調節範囲内に対応した時にはウインドウ選
択回路19がろ波回路18の動作を可能にする信号を出し、
そうでない場合には何の信号も出さず、放射線事象を無
視する。
【００２３】図４はシンチレーションが起きた時のエネ
ルギー信号Ｗの変化を時間の関数で示したものである。
各シンチレーションに対して光電子増倍管12が出す電気
パルスの周期は非常に短く、数ナノ秒である。この間に
電気信号は上昇し、下降し、ゼロに戻る。テクネチウム
の一次γ線放射線の場合のパルスは通常140Kevに相当す
る値で最高点に達しなければならない。従って、発光画
像を表示する（一次γ線放射を考慮する）場合には、検
出ウィンドウを 126Kev 〜154Kevの間に設定する必要が
ある。同じ標識物質の一次コンプトン放射の出すγ線の
エネルギーは90Kev より大きい。図４で２つの矢印20で
示した範囲が上記文献で試験されたエネルギー範囲であ
り、その方法を放棄するに至った範囲である。
【００２４】こうした否定的な結果とは逆に、本発明
は、検出ウインドウの中心を一次コンプトン放射線が出
る下限値よりも低い値に設定すれば非常に優れた結果が
得らるということを示したものである。本発明では、ウ
インドウの中心を一次コンプトン放射線の最小エネルギ
ーより低い値に設定すれば、±15％のウインドウで優れ
た結果が得られるということを見い出したものである。
例えば、テクネリウムの場合にはウインドウの中心を90
Kev 以下とし、従ってウインドウ範囲が105Kev〜75Kev
となるように選択する。同様に、かなり低い値も試験し
たが、その場合でも良好な結果が得られた。実際に使用
するエネルギー範囲は0.75×Ｅ〜0.35×Ｅの範囲（Ｅは
使用する標識物質のγ放射線エネルギー）でなければな
らないことが分かっている。
【００２５】一般に、従来のγ線カメラはエネルギー範
囲調節装置19を用いてテクネチウムに対応するウインド
ウ：140Kevに設定できるように構成されている。また、
タリウム：70kev に相当するエネルギーウインドウを受
信するようにも構成されている。実際には、本発明で
は、透過画像を作るためのプロトコルとしてタリウムの
プロトコルを選択し、患者の体内に注入する標識物質は
テクネチウムにする。その理由は、タリウム用の画像獲
得プロトコルは通常全ての核医学機器にプログラムされ
ており、従って、本発明方法で得られる透過画像を既存
の機器を用いて表示させる際に機械を変更する必要はな
い。しなければならないことはエネルギー範囲を上記の
ように選択することだけである。
【００２６】しかし、両方の画像すなわち発光画像と透
過画像とを両方同時に獲得しなければならない場合に
は、回路19を２つにする。これは物理的に行うことがで
き、この場合にはろ波回路18もまた２つにする。しか
し、核医学機器で用いる画像処理コンピュータが実行す
る処理プログラムを変更するのが好ましい。一般に、核
医学機器では作製すべき画像の各ピクセルで所定時間の
間、その中で生じた放射性事象の数をカウントする。ピ
クセルの明度はこの数に依存し、この明度の分布が患者
の体の画像の輪郭を表す。従って、一般に、核医学機器
の画像処理システムにはろ波回路18から来る信号Ｘ、Ｙ
を受ける度に画像内の位置（Ｘ、Ｙ）に割当てられた事
象の数を１単位だけインクリメントするコンピュータプ
ログラムを備えている。本発明では、ろ波回路18から送
られてくる信号を二重にする（回路18が２つ存在する場
合）か、好ましくは、エネルギー範囲調節装置19によっ
て与えるべき範囲に関する情報要素ｇを追加する。
【００２７】患者の体内で起った放射性事象がシンチレ
ータで検出された時には、その事象は一次放射（140Ke
v）に対応する事象で、その事象のカウントは発光画像
に割当てられる（例えば、ｇ＝０）か、放射性事象のエ
ネルギーが二次または三次コンプトン事象に対して選択
された範囲（70Kev ±10％＝77Kev 〜63Kev ）で最高点
に達し、その事象は透過画像の構成に寄与するものとし
てＸ、Ｙ座標で考慮される（この場合、ｇ＝１）。放射
性事象のエネルギーは選択された範囲外で最高点に達す
る場合には、単に除外されて電気信号Ｘ、Ｙは２つの画
像のうちいずれにも送られない。最終的には２つの画像
が同時に得られる。
【００２８】図５は画像獲得時に患者身体７内で起こっ
ていることを図式的に表したものである。この図は肺2
1、22および心臓23の断面で示してある。使用する生物
学的試薬を選択することによって心臓23のみで一次γ線
が出る（少なくとも初め）ようにすることができ、従っ
て、一次ガンマ線24がコリメータ９に当たる。このγ線
が正しい向きをしている場合には、そのγ線はコリメー
タを通って考慮され、発光画像中で心臓の存在を表す。
この発光画像中で考慮されないγ線の中には25〜28に示
すようなコンプトン散乱するγ線がある。コンプトン衝
撃位置では一次コンプトン放射（29〜32）が生じる。こ
れら一次コンプトン光子自身が二次コンプトン光子33〜
36を発生させ、そのうちのいくつかで正しい向きを有す
るものが検出器５で検出される。これらの光子が光子34
〜36である。この光子の中のいくつかは検出されない
が、それは正しい方向を持たないか、それ自体三次コン
プトン光子37を生じるためである。この三次光子が正し
い向き37になることもある。二次または三次のコンプト
ン放射線を用いた本発明方法では患者の身体７内でのこ
れらの低エネルギーレベルのコンプトン光子の発生場所
の分布状態が改善され、発生場所は一次コンプトン放射
線を用いた場合よりもより均一に分布する。
【００２９】従って、本発明では、心臓の働きを解明す
る場合に、所定生物学的試薬を用いて放射性標識物質を
心臓に集中的に存在させることができると同時に、二次
および三次コンプトン放射線の発光場所を患者の身体全
体に効果的に分布させることができるという驚くべき結
果が得られる。事実、患者体内全部に広がる標識物質を
注入する必要はない。さらに、上記文献では従来法の問
題点の１つを放射線源を患者体内から取り出すことによ
って回避しているが、本発明ではより低いエネルギー範
囲を選択し、しかも検出される光子の発生位置をより効
果的に分布させることによって放射線源を患者の体内
（心臓）に入れたままで解決することがてきる。
【００３０】透過画像と同時に得られる発光画像を修正
する場合には、所定数のセグメントに分割し、定量化し
た透過画像のみを用いれば十分であるということが分か
っている。例えば、２値化（バイナリーセグメンテーシ
ョン）の場合には、各画像の平面に対して垂直にカウン
トしたストローク数が閾値より上であるか下であるかに
よって組織は濃いまたは薄いと見なされる。画像のこの
バイナリゼーションは２つの方法で行うことができる。
その好ましい１つの方法は患者の身体の回りで検出器の
複数の方向で透過画像を獲得し、異なる方向から得られ
た投影画像を用いて、透過画像を正常な発光画像として
再構築する。次いで透過画像を２値化、３値化または４
値化し、発光画像を公知方法でこの２値化画像またはそ
れから導かれる擬似投影画像の関数として修正する。
【００３１】各角度で得られた投影透過画像を「バイナ
リゼーション」し、その後に発光画像のトモグラフィー
を再計算して全ての投影画像を修正することもできる。
この修正では分割された各ピクセルに特定生体組織に対
応した減衰係数を割当てる。この対応関係は"a priori"
な対応であるのが好ましく、例えば、生体組織の場合に
は0.15cm-1、血液の場合は0.18cm-1、肺の場合は0.4cm
-1にする。標識物質は心臓に固定するように注射でき、
また、肝臓、肺等に固定するように注射することもでき
る。いずれの場合でも、両方の画像を同時に得たい場合
には局地的固定を選択するのが好ましい。
【図面の簡単な説明】
【図１】 本発明方法の実施で使用可能な核医学機器の
正面図。
【図２】 図１の核医学機器の断面図。
【図３】 γ線カメラの動作を示す概念図。
【図４】 放射性事象のエネルギー線図と、本発明方法
での好ましいエネルギー範囲を示す図。
【図５】 二次または三次コンプトン放射を示す概念
図。
【符号の説明】
１ フレーム ２ マウ
ント ３ 回転シャフト ５、６
検出器 ７ 患者の身体 ９ コリ
メータ 10 シンチレータ 11 光電
子増倍管のアレイ 12 光電子増倍管 13 レジ
スタネットワーク 14 増幅回路 15 制御
ボタン 16 表示ユニット 17 ディ
スプレー 21、22 肺 23 心臓 24 γ放射線 25、26、27、28 コンプトン散乱

Claims (10)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 下記： 1) 患者の身体を核医学機器にセットし、 2) 所定エネルギー範囲Ｅの放射線を出す放射性標識物
    質を患者の身体内に注入し、 3) 核医学機器の検出器を用いて患者の身体内で発生す
    る0.75Ｅ〜0.35Ｅのエネルギー範囲を有する放射を検出
    する、各工程からなる核医学で患者身体の透過画像を獲
    得する方法。
  2. 【請求項２】 核医学機器の検出器を用いて患者の身体
    内で発生する0.55Ｅ〜0.45Ｅのエネルギー範囲を有する
    放射を検出する請求項１に記載の方法。
  3. 【請求項３】 下記： 1) 患者の身体を核医学機器にセットし、 2) 所定エネルギー範囲Ｅの放射線を出す放射性標識物
    質を患者の身体内に注入し、 3) 患者の身体内で発生するの少なくとも二次または三
    次コンプトンタイプの光子の再発光のエネルギー範囲に
    ほぼ対応し、上限が180 °での再発光によって固定され
    るエネルギーを核医学機器の検出器を用いて検出する、
    各工程からなる核医学で患者身体の透過画像を獲得する
    方法。
  4. 【請求項４】 下記： 1) 患者の身体を核医学機器にセットし、 2) 所定エネルギー範囲Ｅの放射線を出す放射性標識物
    質を患者の身体内に注入し、 3) 再発光現象位置が全ての場所にほぼ均等に分布され
    た分散されるようなエネルギー範囲を有する患者身体内
    で発生する放射線を核医学機器の検出器を用いて検出す
    る、各工程からなる核医学で患者身体の透過画像を獲得
    する方法。
  5. 【請求項５】 患者の身体から出た放射線の中の0.35Ｅ
    〜Ｅの範囲の放射線を測定し、エネルギーＥに相当する
    放射線を分離して透過エネルギーの範囲に相当する放射
    線の発光画像を作る、発光画像と透過画像とを同時に獲
    得する請求項１〜４のいずれか一項に記載の方法。
  6. 【請求項６】 テクネリウム99ｍを含む標識物質を注入
    し、透過画像を得るためにタリウムに対応するエネルギ
    ー範囲で生じる放射線を検出する請求項１〜５のいずれ
    か一項に記載の方法。
  7. 【請求項７】1) 画像獲得中に検出器を患者身体の回り
    の複数の位置に配置し、 2) 画像から患者身体内の組織の放射線密度のトモグラ
    フィー画像を得る、請求項１〜６のいずれか一項に記載
    の方法。
  8. 【請求項８】 各ピクセルについて測定された密度が範
    囲内であるか否かによって所定の密度を画像の各ピクセ
    ルに与えて放射線密度のトモグラフィー画像を分割する
    請求項７に記載の方法。
  9. 【請求項９】 透過画像の結果の関数で発光画像を修正
    する請求項６または８に記載の方法。
  10. 【請求項１０】 放射性標識物質が患者の心臓または肺
    に固定されるような方法で注入する請求項１〜９のいず
    れか一項に記載の方法。
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* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
FR2721411B1 (fr) * 1994-06-15 1996-08-23 Sopha Medical Procédé d'acquisition en médecine nucléaire d'une image en transmission.
US5689115A (en) * 1995-11-24 1997-11-18 Elscint Ltd. Advanced nuclear medicine system
JP2001164985A (ja) 1999-09-28 2001-06-19 Kubota Corp 多気筒エンジンのシリンダブロック及びその鋳造方法
DE102005005736A1 (de) * 2005-02-07 2006-09-28 Claas Selbstfahrende Erntemaschinen Gmbh Metalldetektionseinrichtung
US7946734B2 (en) * 2007-02-28 2011-05-24 Philips Electronics Ltd Low up-light cutoff acorn style luminaire
WO2016077829A1 (en) * 2014-11-14 2016-05-19 Halliburton Marc System for medical imaging
CN110261885B (zh) * 2019-07-02 2021-06-15 江苏赛诺格兰医疗科技有限公司 一种用于pet***的液冷探测器

Family Cites Families (11)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
GB2130835A (en) * 1982-10-04 1984-06-06 Andrzej Kamil Drukier Apparatus for the diagnosis of body structures into which a gamma-emitting radioactive isotape has been introduced
FR2640054B1 (fr) * 1988-12-07 1992-12-31 Informatek Ste Nouvelle Systeme de mise en place d'un collimateur dans une gamma camera
FR2640869A1 (ja) * 1988-12-26 1990-06-29 Informatex Ste Nouvelle
FR2650397B1 (fr) * 1989-07-28 1991-10-04 Informatek Ste Nle Dispositif a scintillation utilisable pour mesurer l'attenuation par tomographie de transmission
FR2653897B1 (fr) * 1989-11-02 1994-07-29 Informatek Sopha Medical Ste N Equipement gamma camera a deux tetes detectrices.
FR2653896B1 (fr) * 1989-11-02 1992-01-03 Informatek Sopha Medical Ste N Gamma camera equipee d'un cone stenope pour une acquisition de type photographique.
FR2662928B1 (fr) * 1990-06-06 1992-08-28 Sopha Medical Procede de basculement avec un osteodensimetre d'un examen anteroposterieur a un examen lateral.
US5210421A (en) * 1991-06-10 1993-05-11 Picker International, Inc. Simultaneous transmission and emission converging tomography
FR2684865A1 (fr) * 1991-12-17 1993-06-18 Sopha Medical Lit reglable en hauteur.
US5390225A (en) * 1992-06-29 1995-02-14 Siemens Medical Systems, Inc. Mapping slices of the human body into regions having a constant linear attenuation coefficient for correcting images acquired during a nuclear medicine study for attenuation artifacts
FR2721411B1 (fr) * 1994-06-15 1996-08-23 Sopha Medical Procédé d'acquisition en médecine nucléaire d'une image en transmission.

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