JPH08304309A

JPH08304309A - 物体の放射線量分布図を該物体による減衰に対する補正の後に製作する方法

Info

Publication number: JPH08304309A
Application number: JP8111724A
Authority: JP
Inventors: Regis Guillemaud; レジス・ギュルモード; Pierre Grangeat; ピエール・グランジェ
Original assignee: Commissariat a lEnergie Atomique CEA
Current assignee: Commissariat a lEnergie Atomique et aux Energies Alternatives CEA
Priority date: 1995-05-04
Filing date: 1996-05-02
Publication date: 1996-11-22
Also published as: US5814817A; EP0741308A1; FR2733841A1; FR2733841B1; IL118104A0

Abstract

(57)【要約】【課題】従来の減衰分布図の生成を要しない、減衰補
正された放射線量分布図製作を実施するための方法を提
案すること。【解決手段】物体（２）による放射線の放射量の分布
図製作を、物体による放射線の減衰に対して補正して、
実施するための方法であって、物体に対して幾つかの位
置を採り得る放射線伝播源（３）から物体にフォトンを
送出する方法において、放射源の各位置に対して、検出
手段（７）を用いて、放射線源から放射され且つ物体に
より伝播されたフォトンの伝播計測値（Ｎ）の取得と、
物体から放射されたフォトンの放射量計測値の投影図の
取得（Ｅ１）とを実施し、伝播計測値の取得と放射線計
測値の投影図の取得とが同じ配置で実施され、更に、放
射線源の各位置に対して、放射線量計測値の投影図（Ｅ
６）を補正するために、物体による放射線の減衰補正係
数（Ｅ４）を決定し、更に、減衰補正された放射量計測
値の投影図に基づき放射線量分布図（Ｅ２）を構成す
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、物体の放射線量分
布図の製作を、該物体による減衰に対して補正して、実
施するための方法に関する。本発明は、対象の放射線量
の真の分布図製作を要する全ての分野、特に様々な心臓
疾患を研究するための医学画像の分野、及び、特に放射
線廃棄物を監視するための非破壊検査の分野で、使用可
能である。

【０００２】

【従来の技術】対象即ち物体の放射線量分布図製作を実
施するために、三次元（３Ｄ）断層撮影法としても知ら
れる三次元（３Ｄ）断層撮影装置を使用することが公知
である。この撮影法は、対象の周りの一連の範囲及び任
意の構成に応じて、対象それ自体から放射された放射線
量の計測値、及び外部放射線源から該対象を通って伝播
された放射線量の計測値の、二次元（２Ｄ）取得を得る
ことを可能とする。

【０００３】放射線量分布図製作は、各点における放射
線の放射能壊変速度の局部値を得ることを特徴とする。
放射期間は、放射素子の化学的性質によって決まる。放
射性廃棄物の場合、放射性崩壊時間は、一般に長い。医
学画像の場合、放射性トレーサを含む分子が、患者の体
内に注入され、血液により検査すべき組織まで搬送され
る。該組織は、それ自体、フォトンを放出する。この場
合、放射性同位元素は、数時間という短い放射期間を有
する。

【０００４】図１は、対象の放射線量分布図製作及び減
衰分布図製作に従来用いられてきた三次元断層撮影装置
を示す。この断層撮影装置１は、検査対象２にフォトン
を供給可能な放射線源３と、放射線源３に整列して対象
２の反対側に位置するコリメータ５と、該コリメータ５
に当接して配設された検出手段７と、を備えている。検
出手段は、幾つかの検出器を備えたガンマカメラであっ
てもよい。

【０００５】放射線源３は、円形軌道Ｔｃ上を移動し、
対象２に対して幾つかの位置を取り得る。軌道Ｔｃは、
回転軸線Ａｒに対して垂直な平面である、横軸平面内に
位置している。コリメータ／検出手段組立体は、軌道Ｔ
ｃ上で放射線源３と同じ回転動作を行う。

【０００６】図１は、対象２の中心を通過する回転軸線
を示しているが、対象２に対して中心からずらしてもよ
い。より詳細には、コリメータ５は、一般に、複数の孔
を有する鉛板から構成されており、各孔は、検出手段７
の一点で計測された放射量の取得コーンを形成し、積分
投影支持体即ち積分線を画定する軸線を有する。断層撮
影装置１において、コリメータ５は、計測値の取得構造
を形成する。この構造は、平行構造、円錐形構造、扇形
構造又は他の公知の構造であってよい。

【０００７】伝播源３は、選定された取得構造に応じ
て、異なる形状をとることができる。伝播源３は、円錐
型コリメータの焦点に位置する点源でもよいし、平面源
或いは線源でもよい。図１に示した装置では、取得構造
が平行型であるので、放射線源３は平面源である。かか
る平行構造の場合、放射線源３は、伝播面をシミュレー
トするように平面に沿って変移させた、線源であっても
よい。

【０００８】放射線源として線源を備えた図１と同様の
断層撮影装置は、タンＰ．による文献Ｄ１の「シングル
フォトン・放射形コンピュータ断層撮影法（ＳＰＥＣ
Ｔ）における放射及び伝播同時計測用の走査線源」（１
９９３年、ＪＮＭ、第３４巻（第１０号）、１７５２乃
至１７６０頁）に記載されている。

【０００９】このような三次元断層撮影装置により、幾
つかの放射線量分布図製作方法が実現される。最も簡単
で標準的な方法は、対象から放射された放射線の線量計
測値の投影図の取得と、それに続く対応放射線量分布図
の再構成とから成る。これらの分布図の三次元的再構成
は、選定された取得構造に応じて、解析学的方法又は双
方向の代数学的方法により、行うことができる。

【００１０】平行構造又は扇形構造の場合、一般に、
Ｆ．ナテラーによる文献Ｄ２の「コンピュータ断層撮影
の数学」（１９８６年、ジョン・ウイリー＆サンズ社
刊）に記載されたフィルタリング／背面投影のアルゴリ
ズムを用いるなどした解析学的方法が利用される。

【００１１】円錐形構造の場合、Ｌ．フェルドカンプ、
Ｋ．Ｃ．デヴィッド、及びＪ．Ｗ．クレスによる文献Ｄ
３の「実用的円錐ビームアルゴリズム」（１９８４年、
米国光学学会誌、第１巻（第６号）、６１２乃至６１９
頁）に記載されたような、フィルタリング及び背面投影
による直接解析法を用いることができる。

【００１２】かかる構造の場合、Ｂ．Ｄ．スミスによる
文献Ｄ４の「円錐ビーム投影からの画像の再構成：必要
十分条件と再構成法」（医学画像に関する米国電気電子
学会紀要、ＭＩ−第４巻（第１号）、１４乃至２５頁）
並びにＰ．グランジートの欧州特許出願公開第０２９２
４０２号公報に記載されたラドン領域内の再構成による
直接解析法を用いることも可能である。

【００１３】双方向代数法は、選定した構造に関わりな
く、使用することができる。これらは、構成すべき画像
と線形等価装置により計測されたデータとの結合関係、
及び反復による該装置の解像度についての記載に根拠を
置いている。例えば、かかる方法は、ＧＴ．ガルバー
グ、Ｇ．Ｌ．ゼング、Ｂ．Ｍ．Ｗ．ツイ、及びＪ．Ｔ．
ハジウスによる文献Ｄ５の「円錐ビーム構造を用いたシ
ングルフォトン・放射形コンピュータ断層撮影法（ＳＰ
ＥＣＴ）用の双方向再構成アルゴリズム」（１９８９
年、画像装置及び技術学会国際大会講演集、第１巻、１
６９乃至１８６頁）に記載されている。

【００１４】しかしながら、かかる双方向代数法は、大
量の計算を要し、工程が長く面倒になる。なお、対象が
放射線を放射する場合、放射線は対象により減衰される
ので、得られる分布図は、減衰された放射線量分布図で
ある、ことに留意されたい。

【００１５】上述した断層撮影装置により使用される方
法は、対象による減衰に対して放射線量分布図を補正す
ることを目指している。これらの方法の一つは、補正さ
れた放射線量分布図の三次元再構成作業のために、均一
減衰分布図製作モデルを用いる。かかる方法は、Ｓ．ベ
リーニ、Ｍ．ピアセンチニ、Ｃ．カフォリオ及びＦ．ロ
ッカによる文献Ｄ６「放射線断層撮影法における組織吸
収の補償」（１９７９年、米国電気電子学会紀要、音
響、音声及び信号処理、第２７巻（第３号）、２１３乃
至２１８頁）に記載されている。しかしながら、この方
法は、減衰分布図があまり複雑でない場合に、補正分布
図を提供するだけである。例えば、医学画像分野では、
肺、骨及び柔組織を有する胸部の減衰分布図は余りに複
雑で、補正された放射線量分布図の良好な再構成を得る
ことができない。従って、本方法は、心臓医学画像分野
で使用することができない。

【００１６】他の方法は、補正された放射線量分布図の
三次元再構成のために、真の減衰分布図を用いる。放射
線量計測値の投影図の取得に加えて、当該方法は、三次
元放射線源から対象を通って放射された放射線の伝播計
測値の取得を実施することを含む。次に、これらの取得
は、そこから減衰投影計測値を導出するように、予め処
理される。これらの方法は、更に、減衰分布図及び減衰
された放射線量分布図に基づいて、減衰補正された放射
線量分布図を作製するように、前記減衰分布図を再構成
することを含む。

【００１７】かくして、これらの方法は、減衰計測値の
真の分布図を使用する。しかしながら、かかる減衰分布
図製作法は、伝播計測用に使用されたエネルギに対して
定義された減衰係数を提供する。従って、該減衰係数
は、放射線量計測に使用される放射性素子、即ち対象
（例えば放射性廃棄物）内に自然に生じたり或いは（特
に医学画像において）対象又は人体内に導入される放射
性素子、に対応するエネルギに適合するように、補正さ
れなければならない。

【００１８】かかる方法では、放射線量分布図の減衰補
正は、以下のいずれかにより行われる。ａ）減衰投影図に基づいて再構成された放射線量の後
補正による。この場合、放射線量分布図の各ヴォクセル
（基本量）は、ヴォクセルの周りの全取得方向に応じた
平均減衰量に連係した係数により、補正される。補正
は、再構成−背面投影により一度だけ、或いは反復的に
行うことができる。この方法は、大きな減衰系内に配設
された小さい源にも適用される。しかしながら、逆の場
合に使用すれば、対象の中心で過補正が生じることにな
る。かかる補正方法は、Ｌ．Ｔ．チャンによる文献Ｄ７
の「放射性核種コンピュータ断層撮影法（ＲＣＴ）にお
ける減衰方法」（１９７８年、米国電気電子学会紀要、
核科学、第２５巻（第１号）、１９８乃至１２３頁）に
記載されている。

【００１９】ｂ）或いは、同じ投影ビーム上で計算さ
れた平均減衰量による放射線量の投影図の前補正によ
る。この方法は、反復的に使用することもでき、対応す
る減衰系と同じ形状を有して均質な放射線源にも適用さ
れる。この方法は、マゼット他による文献Ｄ８の「ＳＰ
ＥＣＴにおける非均一減衰分布用の反復的再構成法」
（１９９３年、ＪＮＭ、第３４巻（第７号）、１２０４
乃至１２０９頁に記載されている。

【００２０】ｃ）或いは、放射線量投影図の減衰補正
係数の反復的計算による。収束時、検出手段の画素用の
この係数は、放射量に基づいて計算された背面投影図と
放射線量及び減衰量に基づいて計算された減衰背面投影
図との比である。かかる方法は、Ｔ．モロズミ、Ｍ．ナ
カジマ、Ｋ．オガワ、及びＳ．ユタによる文献Ｄ９の
「シングルフォトン・放射形コンピュータ断層撮影法
（ＳＰＥＣＴ）のための、減衰分布の情報を用いた減衰
補正法」（１９８４年、医学画像技術、第２号、２０乃
至２８頁）に記載されている。

【００２１】ｄ）或いは、評価及び背面投影段階を考
慮に入れて減衰を補正する最大尤度反復再構成法によ
る。計算時間で特に有利なこの方法は、ガルバーグによ
る文献Ｄ５に記載されている。

【００２２】図２は、補正された放射線量分布図製作を
実施するための二種類の公知の方法の機能図である。こ
れらの方法の一方は、破線形で示した経路に対応する。
この方法は、減衰投影図Ｅ４を用いて構成された真の
（即ち計測された）減衰分布図Ｅ５から供給された情報
に基づいて、補正放射量投影図Ｅ６内で、減衰された放
射量投影図Ｅ１を補正することを含む。この方法は、マ
ゼットによる文献Ｄ８に記載されたものと実質的に同一
である。

【００２３】図２に示した他方の方法は、実線で示した
経路に対応する。この方法は、一方で、減衰された放射
線量分布図Ｅ３を構成し、他方で、減衰分布図Ｅ５を構
成し、これらの二つの分布図から、補正された放射線量
分布図Ｅ２を得ることを含む。この方法は、チャンによ
る文献Ｄ７に記載されたものと実質的に同一である。こ
れらの二つの方法を含め、減衰分布図に基づいて放射線
量分布図を補正する全て方法は、減衰分布図を得ること
が難しいため、実施が困難である。

【００２４】かくして、減衰分布図は、放射用と同じガ
ンマカメラを用いて得られる伝播計測値を取得して計算
することができる。この特定の場合では、ガンマカメラ
の検出器は、放射線の計測値を取得するために十分な寸
法を有するが、伝播計測値の取得を省略することも多
い。この省略のため、再構成された減衰分布図は、補正
の質に影響する瑕疵を含むことになる。

【００２５】減衰分布図は、伝播計測値の取得を省略し
ないＸ線スキャナに基づいて計算することもできる。し
かしながら、この場合、放射線量計測値の取得と伝播計
測値の取得との間の対象の（医学画像の場合は患者の）
不可避の弾性変形により、幾何配置の基準位置における
伝播及び放射データ構成の再設定に困難が伴う。更に、
減衰分布図に基づいたこれらの方法は、一般に双方向の
減衰補正による減衰分布図の再構成と放射線量分布図の
再構成とを要するので、計算量が増加する。

【００２６】

【発明が解決しようとする課題】本発明は、上述した方
法の欠点を除去することを目的とする。このため、本発
明は、従来の減衰分布図の生成を要しない、減衰補正さ
れた放射線量分布図製作を実施するための方法を提案す
る。

【００２７】

【課題を解決するための手段】本発明は、物体による放
射線の放射量の分布図製作を、前記物体による放射線の
減衰に対して補正して、実施するための方法であって、
前記物体に対して幾つかの位置を採り得る放射線伝播源
から前記物体にフォトンを送出する方法において、前記
放射源の各位置に対して、検出手段を用いて、前記放射
線源から放射され且つ前記物体により伝播されたフォト
ンの伝播計測値の取得と、前記物体から放射されたフォ
トンの放射量計測値の投影図の取得とを実施し、前記伝
播計測値の取得と前記放射線計測値の投影図の取得とが
同じ配置で実施され、更に、放射線源の各位置に対し
て、放射線量計測値の投影図を補正するために、物体に
よる放射線の減衰補正係数を決定し、更に、減衰補正さ
れた放射量計測値の投影図に基づき放射線量分布図を構
成する、ことを特徴とする方法に関する。

【００２８】本発明によれば、減衰量の決定は、物体が
無い場合に得られる基準伝播計測値Ｎｏの取得を実行
し、Ｅｍを計測された放射線量計測値の投影図、Ｅｃを
減衰補正された放射線量計測値の投影図としてＥｃ＝Ｅ
ｍ×Ｃが成立するように補正係数Ｃを取得値Ｎ及びＮｏ
の関数として決定することを含む。

【００２９】好ましくは、前記伝播計測値の取得と前記
放射線量計測値の投影図の取得とは、同時に行われ、前
記放射線伝播源から放射されるフォトンと前記物体から
放射されるフォトンとは、異なるエネルギを有する。

【００３０】物体が同心の減衰領域と放射領域とを有す
る本発明の一実施形態において、補正係数ＣはＮを伝播
計測値の取得値、Ｎｏを基準伝播計測値の取得値とし
て、

【００３１】

【数３】

【００３２】により近似される。

【００３３】物体が一定幅の減衰領域とその減衰領域に
対して中心がずれた放射領域とを有する本発明の別の実
施形態において、補正係数Ｃは、Ｌｃを前記検出手段に
最も近い減衰領域の縁部と放射領域の中心との間の距
離、Ｎを伝播計測値の取得値、Ｎｏを基準伝播計測値の
取得値として、

【００３４】

【数４】

【００３５】により近似される。

【００３６】

【発明の実施形態】本発明に係る方法は、対象からの放
射線に対して減衰補正された、放射線量分布図製作法を
実施すること即ち対象の分布図製作から成る。方法を使
用する場所に応じて、対象は、射出性物体でも、或い
は、放射性素子を導入した患者の身体でもよく、自然に
又は非自然に放射線を放射し得る他の型の物体でもよ
い。本明細書の以下の部分では、任意に対象即ち物体と
呼ぶ。

【００３７】図３は、本方法の主要な段階を示す機能図
である。本発明の方法は、先ず、減衰された放射線量計
測値の投影図の取得（段階Ｅ１）及び平行伝播計測値の
取得を実施することから成る、ことが分かる。Ｅ４で得
られる伝播計測値は、真の放射線量計測値の投影図を得
る（段階Ｅ６）ように、Ｅ１の減衰された放射線量計測
値の投影図を補正するために使用される。次に、段階Ｅ
６の真の、即ち補正された放射線量計測値の投影図に基
づいて公知の方法により、補正された放射線量分布図が
製作される（段階Ｅ２）。

【００３８】本発明の方法によれば、放射線源３は、物
体の周りの幾つかの位置に順次配設される。コリメータ
／検出手段組立体は、前記放射線源３の位置に関わりな
く、前記放射線源３の直径方向反対側に位置する。本方
法は、放射線源３の各位置で、物体から放射された放射
線の放射線量計測値の投影図の取得、及び物体２を介し
て放射線源３から放射された放射線の伝播計測値の取得
を実施する工程を含む。これら二種類の取得は、同一構
成の断層撮影装置に対しても実施される。

【００３９】放射線量の計測値の取得及び伝播の計測値
の取得は、順次実施し得る、ことは明らかである。しか
しながら、二つの取得型の間で物体が変移する危険を避
けるために、これらは同時に実施することが好ましい。
このような実施形態では、物体により放射されるフォト
ンと比較して、異なるエネルギフォトンを放射する源
を、放射線源３として選定することができる。次に、放
射線源３より放射されるフォトンから物体２より放射さ
れるフォトンを分離し得るように、検出手段７を選定す
る。この分離は、エネルギ差により、或いは放射線源３
が移動する場合は検出手段に対する関与領域の摺動によ
り、或いは他の公知の手段により、行うことができる。

【００４０】例えば、前記フォトン分離は、二つのエネ
ルギ窓、即ち、放射フォトン（例えば、物体２から放射
された）のエネルギ上に中心決めされた一方の窓と、伝
送フォトン（例えば、放射線源３から放射された）のエ
ネルギ上に中心決めされた他方の窓とを用いて、行うこ
とができる。

【００４１】伝送計測値の取得として、物体による減衰
の生じた後に検出手段７上で検出されたフォトン数の計
測となることは言うまでもない。この減衰は、物体を構
成する材料及び使用した放射線源に係る物理的パラメー
タである。減衰計測値の投影図即ちより簡単に言えば減
衰量の投影図は、選定線に沿った物体による減衰量を合
計したものである。

【００４２】この減衰量は、物体による二つの伝播計測
値の取得（即ち簡単に言えば、伝播の取得）により決定
される。 − 第一の伝播の取得は、物体が移動するときに実施さ
れる基準取得であり、実際には、放射線源３により放射
される放射線量の計測値の取得である。この取得値をＮ
ｏで表す。 − 第二の伝播の取得は、上述したような通常の伝送状
態で実施されるものであり、この第二の計測値の取得値
をＮで表す。次に、以下の式に基づいて、減衰量μを決定する。

【００４３】

【数５】

【００４４】ここで、Ｎｏは、基準伝播の取得値であ
り、Ｎは、計測された伝播の取得値であり、Ｘμは、選
定線に沿った減衰量μの積分値である。

【００４５】この減衰量μに基づいて、減衰量μの放射
線量計測値の投影図の補正を可能とする補正係数Ｃを決
定することができる。かくして、補正された放射線量計
測値の投影図Ｅｃは、以下の等式により、計測された放
射線量計測値の投影図Ｅｍと結合される。Ｅｃ＝Ｅｍ × Ｃ（１）ここで、Ｅｃ＝Ｘｆ（２）Ｅｍ＝ＸμｆＸｆは、ある線に沿った放射線量計測値の積分値であ
り、Ｘｕｆは、ある線に沿った減衰放射線量計測値の積
分値である。

【００４６】かくして、この補正係数Ｃは、研究対象で
ある物体の形状及び位置に従属する。Ｃの等価物は、放
射線量ファントム又はゴーストと呼ばれる物体の一般形
状の関数として、決定された。本明細書の以下におい
て、この係数Ｃを、研究すべき対象即ち物体に対応する
ファントム型の関数として、どのように決定するかにつ
いて説明する。

【００４７】最初に考察するファントムを図４の（Ａ）
に示す。ファントム９は、直径Ｌａを有する第一の円筒
即ち減衰円筒８と、該減衰円筒８と同じ軸線Ａｒを有し
て直径Ｌａより小さい直径Ｌｅを有する第二の円筒即ち
放射円筒１０と、により構成されている。かかるファン
トム９の場合、円筒軸線Ａｒに垂直な投影ビームＲに対
し、その中心で補正係数Ｃを分析的に計算することがで
きる。係数Ｃは、次の式で表すことができる。

【００４８】

【数６】

【００４９】ここで、この第一のファントムの特定の場
合において、∫Ｅ・ｄｌはＸｆに対応し、

【００５０】

【数７】

【００５１】はＸｕｆに対応する。

【００５２】指数関数

【００５３】

【数８】

【００５４】の差を有限展開して等式（３）で置換する
ことにより、以下の次数の補正係数Ｃが得られる。

【００５５】

【数９】

【００５６】核医学画像診断に応用する場合、大脳取得
構造を研究するために、直径Ｌｅを直径Ｌａから極僅か
に異ならせたこの種のファントムを、使用することがで
きる。このように直径Ｌｅが直径Ｌａより極めて小さい
ファントムを使用することにより、患者の動脈と比較し
て放射線量が小さい心臓を用いて、心臓取得構造を研究
することが可能となる。

【００５７】後者の場合補正係数Ｃの式は前述した場合
と同様に近似することができる。

【００５８】

【数１０】

【００５９】図４の（Ｂ）は、ファントムの別の例を示
す。前記ファントム９（図４の（Ａ））と同様、図４の
（Ｂ）のファントム１１は、直径Ｌａの減衰円筒８と、
Ｌａより小さい直径Ｌｅを有する放射円筒１０と、から
構成されている。このファントムの場合も、投影ビーム
Ｒは、円筒の中心を通過する。しかしながら、この投影
ビームＲは、円筒の軸線Ａｒに対して垂直ではない。こ
の場合、更にＬｅ＜＜Ｌａであるとき、補正係数Ｃは、
やはり、

【００６０】

【数１１】

【００６１】として表すことができる。

【００６２】同様に、ファントム９と同じ形状を有する
が投影ビームＲが円筒軸線Ａｒを通過しないファントム
の場合も、補正係数Ｃを等式（６）と同様に表すことが
できる。

【００６３】従って、以上に定義したような補正係数Ｃ
は、検出手段７の任意の点で適用可能である。かくし
て、放射線量計測値の投影図Ｅｍは、以下のように、補
正することができる。

【００６４】

【数１２】

【００６５】又は

【００６６】

【数１３】

【００６７】ここで、Ｅｃは、減衰補正された放射線量
計測値の投影図であり、Ｐａは、Ｐａ＝μ・Ｌａとし
て、検出手段の同一画素に対する減衰量の投影図であ
る。

【００６８】図４の（Ｃ）は、減衰領域１２と該減衰領
域１２内に位置決めされた放射領域１４とを有する、フ
ァントム１３を示す。放射領域１４は、減衰領域１２に
対して中心がずれている。減衰領域１２は長さＬａを有
し、放射領域１４は長さＬｅを有する。検出手段７に近
い方の減衰領域１２の縁部と放射領域１４との間の、投
影ビームＲに沿った長さはＬｃである。

【００６９】この場合、ＬｅがＬａよりずっと小さいと
すると、補正係数Ｃは、

【００７０】

【数１４】

【００７１】として表すことができる。

【００７２】補正された放射線量計測値の投影図Ｅｃ
は、放射線量計測値の投影図Ｅｍの関数として、以下の
ように表される。Ｅｃ＝Ｅｍ（ｅ^Pa）^Lc/La （７）又はＥｃ＝Ｅｍ（Ｎｏ／Ｎ）^Lc/La ここでＰａ＝μ・Ｌａである。

【００７３】かくして、放射線量の投影図は、減衰分布
図の再構成を要することなく、伝播計測値に基づいて直
接、減衰補正される。

【００７４】この方法は、従来技術におけるように、非
省略式の放射線量投影図を取得し得る検出手段７を備え
た装置によっても、実施可能である。しかしながら、こ
の方法によれば、補正に有用な伝播の取得情報は直接導
出され、省略情報は補正に有用ではないので、補正量に
影響を及ぼすことなく、伝播の取得を省略することがで
きる。

【００７５】本発明の一実施形態によれば、対象又は患
者の物理的輪郭の計測を可能とする装置、即ち自動輪郭
描写装置を備えたガンマカメラを使用している。この輪
郭を用いて、ガンマカメラは、対象又は患者に接触する
ことなくできるだけ接近して検出手段７を回転させる。

【００７６】例えば、心臓画像診断では、かかる自動輪
郭描写装置を有するソファ・メジカル（SOPHA-MEDICAL
、登録商標）ガンマカメラを使用することができる。
この例では、テクネチウム９９の均質平面放射線源をガ
ンマカメラと整列させて、且つ物体の反対側に位置決め
している。放射線源と物体との距離は、例えば、６０ｃ
ｍとすることができる。

【００７７】この装置は、種々の心臓疾患を診断するた
めに用いることができる。使用するプロトコルは、タリ
ウム２０１で標識化した薬品放射性素子の注入としても
よい。断層撮影装置は、トレーサの分布の三次元分布図
を製作する。この場合、エネルギ補正係数の値は、Ｋ＝
１．２１０である。

【００７８】同様に、減衰分布図は（既に説明したよう
に）エネルギ補正されなければならないので、前記補正
係数Ｃを増倍率Ｋにより補正する必要がある。増倍率Ｋ
は、放射線量計測に用いるエネルギに対する水の減衰係
数の比、及び伝播計測に用いるエネルギに対する水の減
衰係数の比であり、前記水の減衰係数は、既知の物理量
である。

【００７９】

【発明の効果】以上述べたように、本発明によれば、減
衰に起因する瑕疵及び変形に対して補正がなされた心臓
の放射線量分布図を調べることができるので、より良い
診断が可能となる。更に、補正は、迅速に行われ、検出
器が小さく省略式の伝播のみを検出し得る場合でも、可
能である。

【図面の簡単な説明】

【図１】減衰補正された又は非補正の放射線量分布図製
作の実施を可能とする三次元断層撮影装置を示す概略斜
視図。

【図２】減衰補正された放射線量分布図製作の実施する
ための二つの公知の方法を示した機能図。

【図３】減衰分布図を用いることなく、減衰補正された
放射線量分布図製作法を実施するための本発明の方法を
示した機能図。

【図４】（Ａ）、（Ｂ）、及び（Ｃ）は、それぞれ、本
発明の方法で用いるファントム即ちゴーストの例を示し
た図。

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】物体（２）による放射線の放射量の分布
図を該物体による減衰に対する補正の後に製作する方法
であって、前記物体に対して幾つかの位置を採り得る放射線伝播源
（３）から前記物体にフォトンを送出し、前記放射源の各位置に対して、検出手段（７）を用い
て、前記放射線源から放射され且つ前記物体により伝播
されたフォトンの伝播計測値Ｎの取得と、前記物体から
放射されたフォトンの放射量計測値の投影図の取得（Ｅ
１）とを実施し、前記伝播計測値の取得と前記放射線計測値の投影図の取
得とが同じ配置で実施され、放射線源の各位置に対して、放射線量計測値の投影図
（Ｅ６）を補正するために、物体による放射線の減衰補
正係数（Ｅ４）を決定し、減衰補正された放射量計測値の投影図に基づき放射線量
分布図（Ｅ２）を構成する、ことを特徴とする方法。
【請求項２】減衰量の決定において、物体が無い場合
に得られる基準伝播計測値Ｎｏの取得を実行し、Ｅｍを
計測された放射線量計測値の投影図、Ｅｃを減衰補正さ
れた放射線量計測値の投影図としてＥｃ＝Ｅｍ×Ｃが成
立するように補正係数Ｃを取得値Ｎ及びＮｏの関数とし
て決定することを含む、減衰補正係数の決定動作から成
る、ことを特徴とする請求項１記載の方法。
【請求項３】前記伝播計測値の取得と前記放射線量計
測値の投影図の取得とが、同時に行われ、前記放射線伝
播源から放射されるフォトンと前記物体から放射される
フォトンとが、異なるエネルギを有することを特徴とす
る請求項１記載の方法。
【請求項４】前記物体が、互いの中心が一致する減衰
領域（８）と放射領域（１０）とによりモデル化され、
補正係数Ｃが、Ｎを伝播計測値の取得値、Ｎｏを基準伝
播計測値の取得値として【数１】により近似されることを特徴とする請求項２記載の方
法。
【請求項５】放射線量の計測の一方の方向において、
前記物体が、幅（Ｌａ）の減衰領域（１２）と該減衰領
域に対して中心がずれた放射領域（１４）とによりモデ
ル化され、補正係数Ｃが、前記方向で、Ｌｃを前記検出手段に最も
近い減衰領域（１２）の縁部と放射領域（１４）の中心
との間の距離、Ｎを伝播計測値の取得値、Ｎｏを基準伝
播計測値の取得値として、【数２】により近似されることを特徴とする請求項２記載の方
法。