JP4857724B2 - 核医学診断装置 - Google Patents

Description

本発明は、外部線源を用いたトランスミッション撮像を行う核医学診断装置及びトランスミッション撮像方法に関する。

核医学診断装置として、ガンマカメラ，単一光子放出断層撮影装置(Single Photon
Emission Computed Tomography、以下、ＳＰＥＣＴ装置と記載する。）及び陽電子放出断層撮影装置(Positron Emission computed Tomography、以下、ＰＥＴ装置と記載する。）などがある。

核医学診断装置を用いた検査では、特定の部位に集積する性質を持つ物質を含む放射性薬剤を被検体である被検診者に投与して、その部位に集積した放射性薬剤に起因し、被検診者の患部から放射されるγ線を放射線検出器で検出する。被検診者の患部から放射されるγ線は、特定のエネルギーピーク（ＰＥＴ装置を用いた検査の場合５１１ｋｅＶ，ＳＰＥＣＴ装置を用いた検査の場合１００ｋｅＶ程度の放射性薬剤を使用。）を持つ。核医学診断装置は、γ線を検出した放射線検出器から出力される検出信号に基づいて、放射性薬剤の集積部位の画像を含む断層像（以下、機能画像という。）を作成する。このことを、エミッション撮像（または、エミッション計測）という。

エミッション撮像には、２次元撮像と３次元撮像がある。２次元撮像は、検出器と検出器の間にセプタを設けて撮像するため、撮像装置軸方向の検出感度が均一となり、かつ散乱線の影響を抑制することができる。しかし、撮像装置全体の感度が低いため、機能画像作成に必要なデータを収集する時間が長くなる。他方、セプタを設けない３次元撮像は、撮像装置軸方向の検出感度を均一に保つのが困難であることや、散乱線やランダムコインシデンスによるノイズが混入しやすいなどの課題があるが、撮像装置全体での検出感度が高いため、機能画像作成のために必要となるデータを収集する時間が短くなる。３次元撮像は、スループット向上の要求から近年主流となってきている。

被検診者から放出されるγ線は、被検診者の体内を透過する際に減弱（吸収）される。核医学診断装置を用いた検査において定量性を確保するには、体内でのγ線の減弱量（吸収量）を評価し、その評価に基づいて、エミッション計測におけるγ線の減弱を補正（減弱補正、または吸収補正）することが重要となる。減弱補正に必要となるデータ（以下、トランスミッションデータという。）を収集する計測を、トランスミッション撮像（または、トランスミッション計測）という。トランスミッション撮像は、被検診者と放射線検出器の間に配置された外部ガンマ線源（以下、外部線源という。）を用い、トランスミッションデータの収集方法は、外部線源の種類によって異なる。外部線源には、ポジトロン核種である⁶⁸Ｇｅ−⁶⁸Ｇａ（ゲルマニウム６８−ガリウム６８）を用いた棒状線源や、単光子放出核種である¹³⁷Ｃｓを用いた点線源等がある。

⁶⁸Ｇｅ−⁶⁸Ｇａの棒状線源は、５１１ｋｅＶのエネルギーを有する一対のγ線を180°方向に放射する。棒状線源を用いたトランスミッション撮像では、棒状線源から放出された一対のγ線のうち、一方のγ線を被検診者に透過させて放射線検出器で検出し、他方のγ線を被検診者に透過させずに他の放射線検出器で検出する。γ線を検出した放射線検出器から出力されたそれぞれの検出信号に基づいて同時計数し、その検出器間のトランスミッションデータを収集する。ＰＥＴ装置を用いた検査（以下、ＰＥＴ検査という。）では、放射性薬剤を被検診者に投与し、放射性薬剤の検査部位への集積に要する時間（３０〜６０分）を経過した後、トランスミッション撮像とエミッション撮像を連続して実施するポストインジェクション法が採用される。この場合、⁶⁸Ｇｅ−⁶⁸Ｇａの棒状線源から放射されるγ線と、被検診者の体内に集積した放射性薬剤に起因して放射されるγ線のエネルギーが共に５１１ｋｅＶであるため、トランスミッションとエミッションの間でデータの混入が生じ、ノイズが多くなる。また、棒状線源から放射される一方のγ線は、被検体を透過せず、棒状線源に近い位置に配置される放射線検出器に直接入射する。このため、その放射線検出器での計数率が高くなり、棒状線源の線源強度に制限がある。

一方、¹³⁷Ｃｓ(セシウム１３７) の点線源は、放射性物質，γ線の照射方向を制御し、かつγ線の照射領域を成形（例えば、円錐形状）する遮蔽体を備え、６６２ｋｅＶのエネルギーを有するγ線を放射する。点線源を用いたトランスミッション撮像では、照射形状を成形されて放射されたγ線を被検診者に透過し、そのγ線を放射線検出器で検出する。ＰＥＴ装置は、γ線を検出した放射線検出器の位置情報と外部線源の位置情報に基づいて、トランスミッションデータを収集する。ポストインジェクション法を採用して¹³⁷Ｃｓ の点線源を用いた場合、点線源から放射されるγ線と、被検体の体内から放射されるγ線のエンルギーが異なるため、トランスミッションとエミッションの間でのデータの混入が少ないとの利点がある。また、点線源は、遮蔽容器及びコリメータでγ線の照射範囲を限定し、点線源の近くに配置された放射線検出器にγ線が入射しないため、点線源の線源強度を上げることができ、短時間で統計ノイズが少ないトランスミッションデータを収集することができる。このように、トランスミッションデータの質が向上することによって、機能画像の質も向上する。このような観点から、点線源を用いたトランスミッション撮像が現在主流となっている。

特許文献１は、外部線源から放射されるγ線の照射領域を制限するシールド及びシールドの開口部に設けられて水平方向に進退駆動するシャッターを有する一つの外部線源を備えるＳＰＥＣＴ装置を記載している。特許文献１は、シャッターを開，閉することで、外部線源からのγ線の照射開始及び照射停止を制御する。放射線検出器は、外部線源と対向する位置に配置され、支持された回転ステップごとに外部線源と一緒に回転する。一つの外部線源を用いたトランスミッション撮像は、撮像装置の撮像可能範囲内での撮像視野が狭くなり、また、移動を伴うトランスミッション撮像では撮像時間が長くなる。

特許文献２は、複数の点線源を撮像装置内のベッドの長手方向に配置したＰＥＴ装置及びＳＰＥＣＴ装置を記載している。ＰＥＴ装置及びＳＰＥＣＴ装置は、複数の点線源から照射されたγ線が同時に同じ放射線検出器に入射しないように、点線源と点線源の間にコリメータを設けている。特許文献２のような点線源とコリメータの組み合わせでは、撮像時間を短縮するため線源強度を上げると、各コリメータの厚みを大きくする必要があるため、強度を上げるには限界がある。また、特許文献２に記載のＰＥＴ装置及びＳＰＥＣＴ装置は、検出器がリングの一部に配置されているため、撮像装置の断面内の撮像視野が限定される。

特開平９−２６４９６１号公報 米国特許第６,０４０,５８０号明細書

一つの点線源を用いたトランスミッション撮像は、ベッドの長手方向の視野が狭くなる。一度にすべての検査対象範囲を撮像できない場合（例えば、全身のがん検査）は、撮像装置、もしくはベッドを移動させて検査対象範囲を、撮影範囲が重なるように複数に分割して撮影するが、移動を伴うトランスミッション撮像では、重ね合わせる幅を広くとる必要があり、全身トランスミッション撮像に長時間を要する。また、ベッドの移動を伴わない脳機能検査や心機能検査は、撮像装置若しくはベッドを移動することなく、一つの撮像ポジションで脳や心臓などの目的臓器を撮像することが要求される。しかし、点線源は、撮像範囲が狭いため検査対象範囲（関心部位）を一度に撮像することが困難である。

本発明の目的は、複数の点線源を用い、それらのうち１つの点線源から放射線を放出して広い視野を確保し、トランスミッション撮像に要する時間を短縮することにある。

上記目的を達成する発明の特徴は、ベッドが挿入される孔部が形成された撮像装置と、
減弱補正データ作成装置とを備え、前記撮像装置は、前記孔部の周りに配置された複数の放射線検出器と、前記孔部に最も近い位置に配置された前記放射線検出器と前記孔部の間であり、前記ベッドの長手方向に複数配置されるγ線発生手段とを有し、前記複数のγ線発生手段は、単光子放出核種であるγ線源をそれぞれ備え、それぞれ、前記γ線源を取り囲む放射線遮蔽体であるハウジングを有し、前記ハウジングは、前記γ線源から放出される前記γ線を、前記孔部に向けて放出する放出窓を形成しており、交互にいずれか１つの前記γ線発生手段からその外部に、前記孔部に向けてγ線を放出する構成として、複数の前記ハウジングを支持する支持部材と、前記支持部材が取り付けられ、回転して前記支持部材を前記孔部の周りに旋回させる回転体と、前記γ線源が取り付けられ、前記ハウジング内で回転して前記γ線源からの前記γ線を前記孔部に向けて放出する線源保持部材を有し、前記減弱補正データ作成装置は、前記γ線発生手段から放出される前記γ線の入射により前記放射線検出器から出力される検出信号に基づいて、減弱補正データを作成することを特徴とする核医学診断装置にある。

本発明によれば、点線源を用いて広い視野を確保し、トランスミッション撮像に要する時間を短縮することができる。

以下、図面を用いて実施例を説明する。

本発明の好適な一実施例である核医学診断装置を、図面を用いて説明する。本実施例の核医学診断装置は、点光子放出核種である¹³⁷Ｃｓ（セシウム１３７）を用いた外部線源を２つ備えるＰＥＴ装置１００を例にとって説明する。

ＰＥＴ装置１００は、図１１に示すように、撮像装置１１，ベッド（寝台）１５，データ処理装置（データ蓄積装置）２３及び表示装置２４を備えている。データ処理装置２３は、図１２に示すように、信号弁別装置２８，同時計数装置２５，断層像情報作成装置
２６，トランスミッションデータ処理装置（減弱補正データ作成装置）２９，記憶装置
３０，線源位置検出装置３３を有する。信号弁別装置２８は、同時計数装置２５及び減弱補正データ作成装置２９に接続される。同時計数装置２５が、断層像情報作成装置２６に接続される。減弱補正データ作成装置２９が、記憶装置３０に接続される。記憶装置３０が、断層像情報作成装置２６に接続される。断層像情報作成装置２６が表示装置３２に接続される。

撮像装置１１は、図１２に示すように、ベッド１５を挿入するための、孔部（貫通部）１７を形成し、この孔部１７の周囲を取り囲むように、複数の検出器ユニット１２を設置する。検出器ユニット１２は、ベッド１５の長手方向に複数のユニット基板４１を備える。ユニット基板４１は、図１３に示すように、複数の放射線検出器(半導体放射線検出器)２１，複数のアナログＡＳＩＣ４０，複数のデータ取得ＩＣ３８及びデータ統合ＩＣ３９を備える。アナログＡＳＩＣ４０は、複数の信号処理装置２７を備える。データ取得ＩＣ３８は、複数のパケットデータ生成装置３６及びデータ統合装置３７を備える。複数の放射線検出器２１は、孔部１７を取り囲んでその周囲に配置される。放射線検出器２１は、ベッド１５の長手方向にも複数列配置されている。また、放射線検出器２１は、孔部１７の径方向に複数列配置されている。それぞれの放射線検出器２１は、別々の信号処理装置２７にそれぞれ接続されている。つまり、信号処理装置２７は、放射線検出器２１ごとに設けられる。複数の各信号処理装置２７が、パケットデータ生成装置３６に接続される。複数のパケットデータ生成装置３６がデータ統合装置３７に接続される。複数のデータ統合装置３７がデータ統合ＩＣ３９に接続される。データ統合ＩＣ３９がデータ処理装置
２３に設けられた信号弁別装置２８に接続される。

また、撮像装置１１は、図１に示すように、ケーシング１９を備え、その内部に、外部線源１ａ，１ｂ，放射線遮蔽容器１３及びリング状の回転リング５を備える。孔部１７の周囲を取り囲み、内側にラックが形成されるインターナルギア８が、ケーシング１９の内部に配置され、回転しないようにケーシング１９に固定されている。インターナルギア８は、ベッド１５の長手方向にスライド可能にケーシング１９に取り付けられる。孔部１７に最も近い位置に配置された放射線検出器２１と孔部１７との間に、外部線源１ａ，１ｂを配置する。外部線源１ａ，１ｂは、ベッド１５の長手方向に並んで配置され、回転リング５に固定された線源ハウジング支持棒６に支持される。線源ハウジング支持棒６は、その内部に線源保持回転軸９を備える。線源保持回転軸９は、回転リング５を貫通し、先端部に歯車１０を備える。歯車１０は、インターナルギア８内に挿入されて、インターナルギア８の内部に形成されたラックとかみ合っている（図４）。回転駆動装置７は、ケーシング１９内に配置され、モーター（図示せず）、動力伝達機構（図示せず）及び歯車２２を備える。動力伝達機構は、モーターに連結される。歯車２２は、動力伝達機構の回転軸に取り付けられている。歯車２２は、回転リング５に形成されたラックとかみ合う。回転駆動装置７の回転軸に連結された回転角度検出器３４及び線源保持回転軸９に連結された回転角度検出器３５が、それぞれ線源位置検出装置３３に接続される。

外部線源１ａは、図３に示すように、線源ハウジング１８Ａ，トランスミッション用点線源（¹³⁷Ｃｓ 、以下、点線源という。）２ａ及び遮蔽体４ａを備える。点線源２ａ及び遮蔽体４ａは、線源ハウジング１８Ａの内部に配置される。線源ハウジング１８Ａに形成された放射線放出窓（放射線放出口）３ａは、点線源２ａから放射されるγ線を所望の形状に成形し、そのγ線を線源ハウジング１８Ａの外部に放出する。放射線放出窓３ａは、点線源２ａから放射されるγ線を、孔部１７に向けて放出する位置に形成される。線源ハウジング１８Ａは、放射線遮蔽体であり、放射線放出窓３ａ以外の領域から外部に放射されるγ線を遮蔽する。線源ハウジング１８Ａと線源ハウジング支持棒６は一体化されている。遮蔽体４ａは、線源ハウジング１８Ａ内で線源保持回転軸９に固定される。点線源
２ａは、遮蔽体４ａの表面部分に設置される。

外部線源１ｂは、線源ハウジング１８Ｂ，点線源２ｂ及び遮蔽体４ｂを備える。点線源２ｂ及び遮蔽体４ｂは、放射線放出窓３ａと同様な放射線放出窓３ｂを形成している線源ハウジング１８Ｂ内に配置される。線源ハウジング１８Ｂは、線源ハウジング１８Ｂに結合されている。遮蔽体４ｂは、線源ハウジング１８Ａ，１８Ｂ内に配置された回転軸９ａを介して遮蔽体４ａに取り付けられる。遮蔽体４ｂの表面部分に設けられた点線源２ｂは、線源保持回転軸９の回転方向に点線源２ａと１８０度ずれた位置に配置される。

以下に、本実施例におけるエミッション撮像及びトランスミッション撮像の方法について説明する。本実施例では、被検診者の心機能検査を例にとり、エミッション撮像とトランスミッション撮像を同時に実施するエミッション・トランスミッション同時撮像法
（ＥＴ同時撮像法）を採用した場合について説明する。

ＰＥＴ検査を行う前に、まず、予め注射により放射性薬剤（例えば、¹⁸Ｆ）を被検体である被検診者１４に投与する。被検診者１４に投与したＰＥＴ用薬剤が体内に拡散し、検査部位である心筋へ取り込まれて集積するまでの所要時間（３０〜６０分）、被検診者
１４は、待機する。その後、被検診者１４をベッド１５に寝かせる。

オペレータは、オペレータコンソール（図示せず）に設けられたボタンを操作して、統括制御部（図示せず）に検査開始信号を出力する。検査開始信号が入力されると、統括制御部は、被検診者１４の検査対象範囲に関する情報及びベッド移動開始信号をベッド移動制御装置（図示せず）に出力する。ベッド移動開始信号を入力したベッド移動制御装置は、入力した情報を基に、被検診者１４の検査対象である心臓がＰＥＴ装置１００のγ線検出領域（孔部１７）に入るように、ベッド１５を移動させる。また、総括制御部は、線源配置信号を直進駆動装置（図示せず）に出力する。直進駆動装置は、線源配置信号に基づいて、線源ハウジング１，回転リング５，線源ハウジング支持棒６及び外部線源１ａ，
１ｂを孔部１７の軸方向（ベッド１５の長手方向）に移動させる。外部線源１ａ，１ｂは、その移動により、放射線遮蔽容器１３から取り出され、所定の位置に配置される。この状態で、トランスミッション撮像及びエミッション撮像を開始する。

まず、トランスミッション撮像について説明する。総括制御部は、回転駆動装置７のモーターに接続された電源とつながる開閉装置（図示せず）を閉じる。電流の供給によりそのモーターが回転し、その回転力が動力伝達機構を介して歯車２２に伝わる。回転リング５は、歯車２２の回転によって、孔部１７の周りを矢印（図４）の方向に回転する。外部線源１ａ，１ｂ及び線源ハウジング支持棒６等は、回転リング５が回転することによって、孔部１７の周り、すなわち被検診者１４の周囲を旋回する。さらに、回転リング５の回転によって、インターナルギア８のラックとかみ合っている歯車１０が回転し、線源保持回転軸９，点線源２ａ，２ｂ及び遮蔽体４ａ，４ｂが、図５（ｂ）（ｃ）に示した矢印方向に回転する。遮蔽体４ａは、点線源２ａが放射線放出窓３ａ以外の位置にあるときに点線源２ａから放出されるγ線を放射線放出窓３ａから孔部１７に向けて放出しないように遮蔽する。遮蔽体４ｂは、点線源２ｂが放射線放出窓３ｂ以外の位置にあるときは点線源２ｂから放出されるγ線を放射線放出窓３ｂから孔部１７に向けて放出しないように遮蔽する。さらに、点線源２ａ，２ｂは、前述のように１８０度ずれた位置にそれぞれ配置されている（図５（ａ））ため、これらが回転することによって外部線源１ａ及び１ｂのいずれか一方の外部線源からγ線が放出される。γ線は、外部線源１ａ及び１ｂのいずれかから交互に出射される。

これらのγ線は、被検診者１４を透過した後、孔部１７の軸心と点線源２ａ，２ｂとを結ぶそれぞれの直線の延長線上に位置する放射線検出器２１を中心に周方向に位置する複数個の放射線検出器２１によって検出される。これらの放射線検出器２１は、そのγ線のエネルギーに対応したγ線検出信号（以下、トランスミッション信号という。）を、別々の該当する信号処理装置２７に出力する。信号処理装置２７は、各放射線検出器２１から出力されるトランスミッション信号に基づいて、γ線の検出時刻を特定するためのタイミング信号を生成する。生成されたタイミング信号は、パケットデータ生成装置３６に送信される。パケットデータ生成装置３６は、タイミング信号に基づいて、γ線の検出時刻
（τ）を決定し、検出器ＩＤ（放射線検出器２１を判別するためのＩＤ）（Ｎ）を特定する。また、信号処理装置２７は、トランスミッション信号に基づいて、γ線の波高値情報を生成し、生成した波高値情報をパケットデータ生成装置３６に送信する。パケットデータ生成装置３６は、波高値情報を、デジタルの波高値情報（Ｅ）に変換する。パケットデータ生成装置３６は、時刻情報（τ），検出器ＩＤ（Ｎ）に波高値情報（Ｅ）を付加してパケットデータ（Ｎ，τ，Ｅ）を生成する。パケットデータ（Ｎ，τ，Ｅ）は、データ統合装置３７及びデータ統合装置ＩＣを介して、信号弁別装置２８に送信される。

次に、エミッション撮像について説明する。孔部１７内に挿入された、寝台１５上の被検診者１４の体内からは、放射性薬剤に起因して発生した５１１ｋｅＶの対となるγ線があらゆる方向に放射されている。その対となるγ線の各γ線は、１８０°反対方向に位置するそれぞれの放射線検出器２１によって検出される。これらの放射線検出器２１から出力された、そのγ線のエネルギーに対応した各γ線検出信号（以下、エミッション信号という。）は、それぞれ該当する信号処理装置２７に入力される。信号処理装置２７は、各放射線検出器２１から出力されるエミッション信号に基づいて、γ線の検出時刻を特定するためのタイミング信号を生成する。生成されたタイミング信号は、パケットデータ生成装置３６に送信される。パケットデータ生成装置３６は、タイミング信号に基づいて、γ線の検出時刻（τ）を決定し、検出器ＩＤ（放射線検出器２１を判別するためのＩＤ）
（Ｎ）を特定する。また、信号処理装置２７は、トランスミッション信号に基づいて、γ線の波高値情報を生成し、生成した波高値情報をパケットデータ生成装置３６に送信する。パケットデータ生成装置３６は、波高値情報を、デジタルの波高値情報（Ｅ）に変換する。パケットデータ生成装置３６は、時刻情報（τ），検出器ＩＤ（Ｎ）に波高値情報
（Ｅ）を付加してパケットデータ（Ｎ，τ，Ｅ）を生成する。パケットデータ（Ｎ，τ，Ｅ）は、データ統合装置３７及びデータ統合装置ＩＣを介して、信号弁別装置２８に送信される。なお、放射線検出器２１の位置情報を第１位置情報とする。

信号弁別装置２８は、第１設定範囲の波高値情報を有するパケットデータを入力すると、そのパケットデータを減弱補正データ作成装置２９に出力し、第２設定範囲の波高値情報を有するパケットデータを入力すると、そのパケットデータを同時計数装置２５に出力する。本実施例では、被検診者１４に照射するγ線のエネルギーが６６２ｋｅＶであるため、第１設定範囲を６００ｋｅＶから６８０ｋｅＶとする。放射性薬剤に起因するγ線のエネルギーが５１１ｋｅＶであるため、第２設定範囲を４５０ｋｅＶから５３０ｋｅＶとする。つまり、信号弁別装置２８は、パケットデータに含まれる波高値情報に基づいて、入力されたパケットデータが外部線源１ａ又は１ｂから出射されたγ線に起因するものか、又はＰＥＴ用薬剤に起因して放射されたγ線に起因するものかを判定する。信号弁別装置２８は、その判定結果に基づいて、そのパケットデータを前述したように減弱補正データ作成装置２９又は同時計数装置２５に出力する。

以下に、線源位置検出装置３３が、時刻τでの外部線源の位置情報を取得する方法について説明する。線源位置検出装置３３は、孔部１７の周方向における点線源２ａ，２ｂのそれぞれの位置情報（第２位置情報），撮像装置１１の軸方向（孔部１７の軸方向）における点線源２ａ，２ｂのそれぞれの位置情報（第３位置情報）及び点線源２ａ，２ｂのどちらがγ線を照射しているかを求め、γ線を放出している外部線源であってこの外部線源の点線源の位置情報（Ｘ）を得る。具体的には、回転駆動装置７に設けられた回転角度検出器３４が、回転リング５の回転角度を示す信号（回転角度検出信号）を線源位置検出装置３３に出力する。線源位置検出装置３３は、入力した回転角度検出信号に基づいて、点線源２ａ及び２ｂのそれぞれの第２位置情報を求める。線源位置検出装置３３は、直進駆動装置による撮像装置１１の軸方向における点線源２ａ，２ｂの移動量に基づいて、その軸方向における点線源２ａ，２ｂのそれぞれの第３位置情報を求めることができる。また、線源位置検出装置３３は、図示しない記憶装置を備え、この記憶装置が回転リング５の回転角度と歯車１０の回転角度との関係、つまり、回転リング５の回転角度検出信号に対応した線源保持回転軸９の回転角度情報を記憶する。線源位置検出装置３３は、回転角度検出器３４から回転角度信号を入力すると、その回転角度信号に対応した線源保持回転軸９の回転角度情報を読み出し、この回転角度情報に基づいて、点線源２ａ又は点線源２ｂのどちらが放射線放出窓に面しているかを求める。これによって、線源位置検出装置３３は、外部線源１ａ，１ｂのいずれがγ線を放出しているかを認識する。線源位置検出装置３３は、これらの情報（第２位置情報，第３位置情報及びいずれの外部線源がγ線を放出したかを示す情報）に基づいて、γ線を被検診者１４に向かって放出している点線源の位置情報（Ｎ１）を求め、この位置情報（Ｎ１）に時刻情報（ｔ）を付加して線源位置記憶装置３１に出力する。線源位置記憶装置３１は、線源位置検出装置３３から出力される点線源の位置情報（Ｎ１）及び時刻情報（ｔ）を関連付けして記憶する。

減弱補正データ作成装置２９は、信号弁別装置２８から入力したパケットデータ（Ｎ，τ，Ｅ）の検出時刻τを基に、検出時刻τでの点線源の位置情報を線源位置検出装置３３から取得する。例えば、線源位置検出装置３３は、減弱補正データ作成装置２９が時刻
（ｔ１）での点線源の位置情報（Ｘ１）を要求すると、その位置情報（Ｘ１）を減弱補正データ作成装置２９に出力する。減弱補正データ作成装置２９は、点線源の位置情報，パケットデータに含まれる検出器ＩＤ及びγ線検出信号の計数値に基づいて、被検診者１４の体内の各ボクセルにおけるγ線の減衰率を算出する。減弱補正データ作成装置２９は、減弱補正データを作成する減弱補正データ作成装置としての機能を有する。この減衰率がトランスミッションデータとして、記憶装置３０に記憶される。

被検診者１４の体内の全てのボクセルにおける減衰率を取得すると、総括制御部は、開閉装置を開く。その後、モーターが停止し、回転リング５の回転が停止する。統括制御部は、線源格納信号を直進駆動装置に出力する。直進駆動装置は、外部線源１ａ，１ｂを孔部１７の軸方向に移動させ、放射線遮蔽容器１３内に格納する。これによって、トランスミッション撮像が終了する。

同時計数装置２５は、前述の対となるγ線に対応する各エミッション信号に対する各パケットデータであって、信号弁別装置２８から入力した各パケットデータに含まれる各検出時刻を基に、同時計数処理を行う。すなわち、一対のエミッション信号に対する各検出時刻の差が設定された時間窓の範囲に入る場合、その一対のエミッション信号は、１つの陽電子の消滅に基づいて同時に発生した一対のγ線によるものであると判定する。同時計数装置２５は、一対のγ線に対する一組のパケットデータを基にした同時計数処理により、その一対の各γ線を検出した二つの検出点、すなわち一対の放射線検出器２１の位置情報を、断層像情報作成装置２６に出力する。断層像情報作成装置２６は、記憶装置３０に記憶されたトランスミッションデータを読み出して、エミッション信号の計数値の減弱補正を行う。これらの補正されたエミッション信号の計数値及び検出点の位置情報に基づいて、断層像情報作成装置２６は、断層画像情報を作成する。この断層像情報が表示装置
３２に表示される。

本実施例の外部線源１ａ，１ｂを用いてトランスミッション撮像を行った際に実現できる撮像視野について、図７を用いて説明する。本実施例において、孔部１７の中心Ｏを通る水平方向の座標軸をｘ座標、その中心Ｏを通る垂直方向の座標軸をｙ座標、孔部１７の軸方向の座標軸をｚ座標とする（図６参照）。撮像視野を表す代表的なパラメータに、縦断面内の撮像視野（以下、ＦＯＶという。）とベッド１５の長手方向の撮像視野（以下、ＡＦＯＶという。）がある（図２）。ＦＯＶの領域及びＡＦＯＶの領域が広くなるほど、トランスミッション撮像の撮像視野は広くなる。本実施例では、ベッド１５の長手方向における放射線検出器２１の設置範囲をｄとし、点線源２ａ及び２ｂが被検診者１４の周りを回転する回転半径をｒとする（図７）。点線源２ａ及び点線源２ｂは、それぞれ座標
（ｚ，ｙ）＝（ｚ_s，ｒ），（ｚ，ｙ）＝（ｄ−ｚ，ｒ）に、放射線検出器２１の設置範囲の中点（ｚ座標がｄ／２の点）に関して対称に設置されるものとする。このように対称に配置するのは、点線源２ａがγ線を照射する領域及び点線源２ｂが照射する領域を等しくし、それぞれのＦＯＶを等しくするためである。

点線源２ａは、図７に示すように、点線源２ａから延びる２本の直線の間の領域内に、点線源２ａからγ線を放出（ｚ軸上では線分ＡＤを照射）する。点線源２ｂは、点線源
２ｂから延びる２本の直線の間の領域内にγ線を放出（ｚ軸上では線分ＥＢを照射）する。ｚ軸上の点Ａ，Ｂの座標はＡ（ｚ，ｙ）＝（ｚ_s／２，０），Ｂ（ｚ，ｙ）＝（ｄ−ｚ_s／２，０）である。ＡＦＯＶは、線分ＡＢの長さである（点Ａ及び点Ｂのｚ座標の差で表せる）ため（式１）で表せる。また、ＦＯＶは、ベッド１５の長手方向における被検診者１４の縦断面で異なるが、最小のＦＯＶは、（式２）で表せる。
（数１）
ｄ−ｚ_s （式１）

複数の外部線源を用いてトランスミッション撮像を行う方法として、図６（ａ）（ｂ）に示すように、孔部１７の周方向の１つの縦平面内に二つの点線源２ａ及び２ｂを配置
（以下、単純配置という。）し、それらから同時にγ線を照射することも考えられる。点線源２ａ及び２ｂを単純配置してトランスミッション撮像を行った場合、実現できる撮像視野を求め、本実施例の撮像視野と比較する。

放射線検出器２１をリング状に配置して点線源２ａ，２ｂを単純配置する場合、AFOVはベッド１５の長手方向に配置した放射線検出器２１の設置範囲によって決まる。また、
ＦＯＶは、点線源２ａ，２ｂから放出されたγ線の円錐形状のファン角θ及び点線源20ａ，２０ｂを配置した孔部１７の周方向の位置によって決まる。しかし、外部線源１ａ，
１ｂは、以下の条件１及び２を満たして配置する必要があり、これによりＦＯＶの領域が制限される。条件１は、点線源２ａからのγ線の放出範囲（以下、点線源２ａの放出範囲という。）内に他の点線源２ｂが配置されないことである。点線源２ａの照射範囲内に点線源２ｂがある場合、点線源２ａからのγ線が、他の点線源２ｂに設けられた線源ハウジング１８Ａによって遮られ、放射線検出器２１まで届かず、その領域のトランスミッションデータが取得できない。条件２は、点線源２ａ，２ｂが放射線検出器２１の同一の領域を照射しないことである。異なる複数の点線源から放出されたγ線が同一の放射線検出器２１に入射された場合、検出されたγ線がいずれの点線源から照射されたγ線かを区別できなくなる。被検診者１４を透過したγ線のエネルギーの情報及びγ線を照射した点線源の位置情報に基づいてトランスミッションデータを取得するため、条件２を満たさない場合、トランスミッションデータを取得できなくなる。以上の二つの条件を満たして点線源２ａ，２ｂを配置した場合のＦＯＶの最大値を、図６（ｂ）に示したｘ−ｙ座標を用いて求める。点線源２ａ，２ｂの回転半径をｒとし、それぞれから照射されるγ線は、放射線放出窓によってファン角θの円錐形状に成形される。点線源２ａは、座標（ｘ，ｙ）＝
（０，ｒ）に配置される。

点線源２ａの放出範囲は、点線源２ａと点Ａを結ぶ線分、点線源２０ａと点Ｂを結ぶ線分及び弧ＡＢによって囲まれる領域となる。点Ａ及び点Ｂの座標は、

である。点線源２ｂの放出範囲は、点線源２ｂと点Ｃを結ぶ線分、点線源２ｂと点Ｄを結ぶ線分及び弧ＣＤによって囲まれる領域である。条件２を満たすには、点線源２ｂの放出範囲である弧ＣＤが、点線源２ａの放出範囲の弧ＡＢと重ならないように点線源２ｂを配置する必要がある。点線源２ｂの放出範囲の一端である点Ｄを、点線源２ａの放出範囲の一端である点Ｂと一致させた場合（図６（ａ））、点Ｃ及び点Ｄの座標は、

となる。点線源２ｂの放出範囲の一端である点Ｃが点線源２ａの配置位置と一致するように点線源２ｂを配置する（図６（ｂ））ことで、条件１を満たし、かつ、点線源２ａ及び２ｂの照射領域の弧ＡＣを最大とすることができる。つまり、点線源２ａ及び２ｂのファン角θ＝π／３の時に、弧ＡＣが最大となり、ＦＯＶも最大値となる。ＦＯＶは、(式３)で表せる。ＦＯＶの最大値はｒとなる。

二つの点線源２ａ，２ｂを単純配置した場合と、本実施例の場合での、トランスミッション撮像の撮像視野を、図９を用いて比較する。横軸は孔部１７の軸方向の放射線検出器２１の設置範囲ｄを１とした場合の孔部１７の軸方向ｚに関する線源位置（線源配置の対称性を考慮し、一つの点線源の位置のみで代表させているため、ｚのとりうる範囲は０＜ｚ＜０.５）である。縦軸は確保できる撮像視野の最大値(ＡＦＯＶに関してはｄ、ＦＯＶに関しては２ｒ) を１とした場合の実際に撮像可能な視野の割合を示している。ＡＦＯＶは、本実施例を用いた場合と単純配置の場合で同じであるため、ＡＦＯＶ(common)と示した。ＦＯＶについては、本実施例を用いた場合をＦＯＶ_flashとし、単純配置の場合を
ＦＯＶ_conventional として示した。ＦＯＶについて単純配置と本実施例とを比較すると、両者は、横軸が１／３以下の領域では縦軸の値は同じである。しかし、横軸が１／３より大きくなると、単純配置の場合の縦軸が、一定値（縦軸が０.５）であるのに対して、本実施例の場合の縦軸は、０.５以上１.０以下の値をとる。つまり、単純配置で得ることができる最大ＦＯＶに比べて１〜２倍の広い撮像視野が得られることとなる。具体的には、点線源の回転半径ｒが７００mmの場合、単純配置のＦＯＶ最大値は３５０mmであるが、本実施例を用いることで３５０mmから７００mmを確保することができる。

本実施例によれば、以下に示す効果を得ることができる。

（１）本実施例では、複数の点線源を用い、これらの点線源のうち１つからγ線が放出されるように制御している。そのため、広い視野を確保でき、これによってトランスミッション撮像に要する時間を短縮することができる。トランスミッション撮像に要する撮像時間は、ＰＥＴ撮像の撮像時間の３分の１を占めるため、トランスミッション撮像の撮像時間を短縮することによって、一人の被検診者１４のＰＥＴ検査に要する時間が短縮されて、被検診者１４の負担が低減され、また一日に検査できる被検診者１４の人数を増やすことができる。

（２）本実施例では、複数の外部線源を用い、それらの外部線源のうち１つからγ線が放出されるように制御しているため、異なる複数の外部線源から放出されたγ線は、同一の放射線検出器２１に同時に入射しない。そのため、放射線検出器２１で検出されたγ線がいずれの外部線源から放出されたγ線かを正確に区別することができる。これによって、被検診者１４の体内でのγ線の減弱量を正確に評価することができ、エミッション撮像におけるγ線の減弱補正において高い定量性を確保することができる。

（３）本実施例は、回転リング５の回転によって、インターナルギア８のラックとかみ合っている歯車１０が回転し、線源保持回転軸９，点線源２ａ，２ｂ及び遮蔽体４ａ，
４ｂが、線源ハウジング１８Ａ，１８Ｂの内部で回転する構成となっている。つまり、外部線源１ａ，１ｂ及び線源ハウジング支持棒６等を孔部１７の周りに旋回（以下、公転という。）させる機構によって、線源保持回転軸９，点線源２ａ，２ｂ及び遮蔽体４ａ，
４ｂを線源ハウジング１８Ａ，１８Ｂの内部で回転（以下、自転という。）させている。このため、点線源２ａ，２ｂ等を自転させる別の回転機構を設ける必要がなくなり、外部線源１ａ，１ｂの構成を簡素化できる。

（４）本実施例では、外部線源１ａは、放射線放出窓３ａを形成する線源ハウジング
１８，点線源２ａ及び遮蔽体４ｂを備え、点線源２ａ及び遮蔽体４ａが、線源ハウジング１８Ａの内部に配置される。そのため、点線源２ａから放射されるγ線は、放射線放出窓３ａから放出され、その他の領域では放出されないように制御することができる。

（５）本実施例では、点線源２ｂを表面部分に設置した遮蔽体４ｂが、回転軸９ａを介して、点線源２ａを表面部分に設置した遮蔽体４ａに取り付けられ、この遮蔽体４ａが、線源保持回転軸９に取り付けられている。このように、線源保持回転軸９，遮蔽体４ａ，回転軸９ａ及び遮蔽体４ｂをそれぞれ結合しているため、線源保持回転軸９を自転させることによって、点線源２ａ及び点線源２ｂを同時に自転させることができる。そのため、点線源２ａを自転させる回転機構及び点線源２ｂを自転させる回転機構を、それぞれ別々に設ける必要がなく、外部線源１ａ，１ｂの構成が簡素化される。

（６）本実施例では、遮蔽体４ａの表面部分に設置された点線源２ａ及び遮蔽体４ｂの表面部分に設置された点線源２ｂを自転させて、いずれか１つの外部線源からγ線を放出するように制御している。このため、外部線源１ａ及び外部線源１ｂからのγ線の放出を制御するシャッターを、外部線源１ａ及び１ｂに設ける必要がないため、外部線源１ａ及び１ｂの構成が簡素化される。

（７）本実施例は、点線源２ａ及び点線源２ｂを、線源保持回転軸９の自転方向の異なる位置にそれぞれ設置しているため、これらの点線源２ａ及び２ｂを自転させることによって、外部線源１ａ又は外部線源１ｂいずれか１つからγ線を放出するように制御することができる。

（８）本実施例は、線源位置検出装置３３が、回転角度検出器３４から出力される回転角度検出信号に基づいて、外部線源１ａ又は外部線源１ｂのいずれがγ線を放出したかを求めている。このため、いずれの外部線源がγ線を放出しているかモニタする装置を外部線源に設ける必要がなくなり、外部線源の構成が簡素化される。

（９）本実施例では、外部線源１ａ及び外部線源１ｂは、ベッド１５の長手方向にそれぞれ配置され、共に、孔部１７の周りを公転するため、外部線源１ａからのγ線の放出範囲内に、他の外部線源１ｂが配置されることはない。このため、外部線源１ａからのγ線が、外部線源１ｂに設けられた線源ハウジング１８Ｂ等によって遮られ、放射線検出器
２１まで届かず、その領域のトランスミッションデータが取得できないという問題は生じない。

（１０）本実施例では、線源ハウジング支持棒６を回転リング５に取り付け、この回転リング５の回転によって外部線源１ａ，１ｂを、孔部１７（被検診者１４）の周りに旋回させる構成とした。そのため、外部線源１ａ，１ｂを公転させるためのレール等を放射線検出器２１と孔部１７との間に設ける必要がなくなる。つまり、外部線源１ａ，１ｂから放出されるγ線が、レール等によって遮られ、放射線検出器２１まで届かず、その領域のトランスミッションデータが取得できないという問題は生じない。

（１１）本実施例では、被検診者１４の体内に集積した放射性薬剤に起因して放出されるγ線のエネルギーと異なるエネルギーを有するγ線を放出する点光子放出核種を点線源２ａを用いる。そのため、ＰＥＴ装置１００は、点線源２ａから放射されるγ線に起因するγ線検出信号と、被検診者１４の体内から放射されるγ線に起因するγ線検出信号とを判別できるため、ポストインジェクション法を採用した場合であっても、トランスミッションとエミッションとの間でのデータの混入が少なくなる。

本実施例では、線源保持回転軸９に固定される遮蔽体４ａ及び回転軸９ａに固定される遮蔽体４ｂを設けた。しかし、遮蔽体４ａ及び遮蔽体４ｂを設けずに、線源保持回転軸９全体を遮蔽機能を有する材料で構成してもよい。この場合であっても、本実施例と同様の効果を得ることができる。

本発明の他の実施例である核医学診断装置を、図面を用いて説明する。本実施例の核医学診断装置は、点光子放出核種である¹³⁷Ｃｓ(セシウム１３７) を用いた外部線源を３つ備えるＰＥＴ装置を例にとって説明する。

本実施例のＰＥＴ装置１００Ａは、実施例１のＰＥＴ装置１００において、外部線源
１ａ，１ｂを外部線源１ｃ，１ｄ，１ｅに置き換えた構成を有する。外部線源１ｃは、線源ハウジング１８Ｃ，トランスミッション用点線源（¹³⁷Ｃｓ 、以下、点線源という。）２ｃ及び遮蔽体４ｃを備える。外部線源１ｄは、線源ハウジング１８Ｄ，トランスミッション用点線源（¹³⁷Ｃｓ 、以下、点線源という。）２ｄ及び遮蔽体４ｄを備える。遮蔽体４ｄの表面部分に設けられた点線源２ｄは、線源保持回転軸９の回転方向に、点線源２ｃと１２０度ずれた位置に配置される。外部線源１ｅは、線源ハウジング１８Ｅ，トランスミッション用点線源（¹³⁷Ｃｓ 、以下、点線源という。）２ｅ及び遮蔽体４ｅを備える。遮蔽体４ｅの表面部分に設けられた点線源２ｅは、線源保持回転軸９の回転方向に、点線源２ｄと１２０°ずれた位置に配置される。遮蔽体４ｃの表面部分に設けられた点線源
２ｃは、線源保持回転軸９の回転方向に、点線源２ｅと１２０°ずれた位置に配置される。ＰＥＴ装置１００Ａのその他の構成は、ＰＥＴ装置１００と同じである。本実施例も、外部線源１ｃ，１ｄ，１ｅのいずれか一つの外部線源からγ線が放出される。

本実施例の外部線源１ｃ，１ｄ，１ｅを用いてトランスミッション撮像を行った際に実現できる撮像視野について説明する。本実施例において、孔部１７の中心Ｏを通る水平方向の座標軸をｘ座標、その中心Ｏを通る垂直方向の座標軸をｙ座標、孔部１７の軸方向の座標軸をｚ座標とする。本実施例では、ベッド１５の長手方向の放射線検出器２１の設置範囲をｄとし、点線源２ｃ，２ｄ，２ｅが被検診者１４の周りを回転する回転半径をｒとする（図８）。点線源２ｄが、放射線検出器２１の設置範囲の中点(ｚ座標がｄ／２の点)に配置され、点線源２ｃ，２ｅが、点線源２ｄを中心にして対称に配置される。このように対称に配置することで、点線源２ｃがγ線を照射する領域、点線源２ｄがγ線を照射する領域及び外部線源２ｅがγ線を照射する領域を等しくし、それぞれのＦＯＶを等しくすることができる。

点線源２ｃは、図８に示すように、点線源２ｃから延びる２本の直線の間の領域内に、点線源２ｃからγ線を放出する。点線源２ｄは、点線源２ｄから延びる２本の直線の間の領域内に、点線源２ｄからγ線を放出する。点線源２ｅは、点線源２ｅから延びる２本の直線の間の領域内に、点線源２ｅからγ線を放出する。つまり、点線源２ｃ，２ｄ，２ｅは、Ｚ軸上の線源ＡＢにγ線を照射する。Ｚ軸上の点Ａ，Ｂの座標は、Ａ(ｚ_s／２，０)，Ｂ(ｄ−ｚ_s／２，０) である。ＡＦＯＶは、線分ＡＢの長さであるから（式４）で表せる。また、ＦＯＶは、ｄ−ｚ_s で表される。また、ＦＯＶは、ベッド１５の長手方向における被検診者１４の縦断面で異なるが、最小のＦＯＶは（式５）で表せる。
（数４）
ｄ−ｚ_s （式４）

撮像装置１１内で、孔部１７の周方向に三つの点線源２ｃ，２ｄ，２ｅを単純配置し、それらから同時にγ線を照射した場合、実現できる撮像視野を求め、本実施例の撮像視野と比較する。前述した条件１及び２を満たして、点線源２ｃ，２ｄ，２ｅを単純配置した場合、ＦＯＶは、実施例１と同様（式３）で表せる。よって、ＦＯＶの最大値はｒとなる。

３つの点線源２ｃ，２ｄ，２ｅを単純配置した場合と、本実施例の場合での、トランスミッション撮像の撮像視野を図１０を用いて比較する。横軸は、ベッド１５の長手方向の放射線検出器２１の設置範囲ｄを１とした場合のこの長手方向ｚに関する線源位置（線源配置の対称性を考慮し、一つの線源の位置のみで代表させているため、ｚのとりうる範囲は０＜ｚ＜０.５ ）である。縦軸は、確保できる撮像視野の最大値（ＡＦＯＶに関してはｄ、ＦＯＶに関しては２ｒ）を１とした場合の実際に撮像可能な視野の割合を示している。ＡＦＯＶは、本実施例を用いた場合と単純配置の場合で同じであるため、ＡＦＯＶ
(common)と示した。ＦＯＶについては、本実施例を用いた場合をＦＯＶ_flashとし、単純配置の場合をＦＯＶ_conventional として示す。実施例１と同様、本実施例によれば、横軸が１／６以上となる領域で、単純配置に比べて１〜２倍の広い撮像視野を得ることができる。

本実施例によれば、実施例１で生じた効果（１）〜（１１）を得ることができる。

第１実施例及び第２実施例では、点線源を ¹³⁷Ｃｓとしたが、⁵⁷Ｃｏ（コバルト５７），^99mＴｃ（テクネチウム９９ｍ），^123mＴｅ（テルル１２３ｍ），¹³⁹Ｃｅ（セリウム
１３９），¹⁵³Ｇｄ（ガドリニウム１５３），²⁴¹Ａｍ（アメリシウム２４１），²²Ｎａ
（ナトリウム２２）のいずれかであってもよい。

第１実施例及び第２実施例では、トランスミッション撮像とエミッション撮像と同時に実施するエミッション・トランスミッション同時収集法（ＥＴ同時収集法）を例にとって説明したが、トランスミッション撮像とエミッション撮像を連続して実施するポストインジェクション法にも採用することができる。

本発明の好適な一実施例であるＰＥＴ装置の撮像装置の、ベッドの長手方向における断面構造を示した構成図である。 点線源を用いた場合の断面内有効視野（ＦＯＶ）および軸方向有効視野 （ＡＦＯＶ）を示した図である。 図１に示すＰＥＴ装置の外部線源の、線源保持回転軸の軸方向における断面構造を模式的に示した図である。 インターナルギア、回転リング及び線源保持回転軸の構成を模式的に示した図である。 外部線源及び線源保持回転軸の構成を模式的に示した図である。（ａ）点線源の配置位置を示した模式図、（ｂ）外部線源１ａがγ線を放出する場合の点線源の配置位置を示す模式図、（ｃ）外部線源１ｂがγ線を放出する場合の点線源の配置位置を示す模式図である。 二つの点線源を単純配置した場合のＦＯＶを示した模式図である。（ａ）ファン角がθの点線源を配置した場合のＦＯＶを示した模式図、（ｂ）ＦＯＶが最大となる場合の点線源の配置位置を示した模式図である。 図１に示す点線源の配置位置及びγ線の放出領域を示す模式図である。 本発明の他の実施例であるＰＥＴ装置の点線源の配置位置及びγ線の放出領域を示す模式図である。 二つの点線源を単純配置した場合の撮像視野と、図１に示す二つの外部線源を用いた場合の撮像視野とを比較したグラフである。 三つの点線源を単純配置した場合の撮像視野と、本発明の他の実施例である三つの外部線源を用いた場合の撮像視野とを比較したグラフである。 本実施例の好適な一実施例であるＰＥＴ装置の構成を示す斜視図である。 図１１に示すＰＥＴ装置を模式的に示した図である。 図１２に示すユニット基板を示す構成図である。

符号の説明

１ａ，１ｂ，１ｃ，１ｄ，１ｅ…外部線源、２，２ａ，２ｂ，２ｃ，２ｄ，２ｅ…トランスミッション用点線源、３ａ，３ｂ，３ｃ，３ｄ，３ｅ…放射線放出窓、４ａ，４ｂ，４ｃ，４ｄ，４ｅ…遮蔽体、５…回転リング、６…線源ハウジング支持棒、７…回転駆動装置、８…インターナルギア（歯車）、９…線源保持回転軸、１０，２２…歯車、１１…撮像装置（ガントリ）、１２…検出器ユニット、１３…放射線遮蔽容器、１４…被検診者、１５…ベッド（寝台）、１６…体軸、１７…孔部、１８Ａ，１８Ｂ…線源ハウジング、１９…ケーシング、２１…放射線検出器、２３…データ処理装置（データ蓄積装置）、
２５…同時計数装置、２６…断層像情報作成装置、２７…信号処理装置、２８…信号弁別装置、２９…トランスミッションデータ処理装置（減弱補正データ作成装置）、３０…記憶装置、３１…線源位置記憶装置、３２…表示装置、３３…線源位置検出装置、３４，
３５…回転角度検出器、３６…パケットデータ生成装置、３７…データ統合装置、３８…データ取得ＩＣ、３９…データ統合ＩＣ、４０…アナログＡＳＩＣ、４１…ユニット基板、１００，１００Ａ…ＰＥＴ装置。

Claims (4)

1. ベッドが挿入される孔部が形成された撮像装置と、
   減弱補正データ作成装置とを備え、
   前記撮像装置は、
   前記孔部の周りに配置された複数の放射線検出器と、
   前記孔部に最も近い位置に配置された前記放射線検出器と前記孔部の間であり、前記ベッドの長手方向に複数配置されるγ線発生手段とを有し、
   前記複数のγ線発生手段は、
   単光子放出核種であるγ線源をそれぞれ備え、
   それぞれ、前記γ線源を取り囲む放射線遮蔽体であるハウジングを有し、
   前記ハウジングは、前記γ線源から放出される前記γ線を、前記孔部に向けて放出する放出窓を形成しており、
   交互にいずれか１つの前記γ線発生手段からその外部に、前記孔部に向けてγ線を放出する構成として、
   複数の前記ハウジングを支持する支持部材と、
   前記支持部材が取り付けられ、回転して前記支持部材を前記孔部の周りに旋回させる回転体と、
   前記γ線源が取り付けられ、前記ハウジング内で回転して前記γ線源からの前記γ線を 前記孔部に向けて放出する線源保持部材を有し、
   前記減弱補正データ作成装置は、
   前記γ線発生手段から放出される前記γ線の入射により前記放射線検出器から出力される検出信号に基づいて、減弱補正データを作成することを特徴とする核医学診断装置。
2. 前記回転体を回転駆動する駆動装置と、
   内部にラックが形成されるインターナルギアと、
   前記線源保持部材に設けられて前記ラックとかみ合い、前記回転体の回転によって回転する歯車を備えることを特徴とする請求項１に記載の核医学診断装置。
3. 複数の前記γ線源は、
   各々が前記線源保持部材の回転方向で異なる位置に配置されることを特徴とする請求項１または請求項２に記載の核医学診断装置。
4. 前記線源保持部材に設けられ、前記点線源が前記放出窓以外の位置にあるとき、前記点線源から放出されるγ線が前記放出窓から放出されないように遮る放射線遮蔽体を備えることを特徴とする請求項１に記載の核医学診断装置。

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