JPH10160849A - 核医学診断装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】２検出器の位置関係を自由に組み合わせて様々
なモードで被検体を撮影でき、しかも各モードで吸収補
正データの収集から吸収補正の実施までを撮影と並行し
てリアルタイムで行うことができる核医学診断装置を提
供すること。 【解決手段】走行自在に設けられた第１のスタンド２
と、第１のスタンド２により被検体周囲を回転可能に設
けられた第１のメイン検出器３と、第１のメイン検出器
３に対して回転方向に略９０°ずれた状態で設けられた
第１のライン線源４と、第１のライン線源４に対向した
状態で設けられたライン半導体検出器５と、走行自在に
設けられた第２のスタンド１１と、第２のスタンド１１
により被検体周囲を回転可能に設けられた第２のメイン
検出器９と、第２のメイン検出器９に対して回転方向に
略２７０°ずれた状態で設けられた第２のライン線源１
０とを具備する。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、被検体に投与され
た放射性同位元素から放射されるガンマ線を検出し、放
射性同位元素の体内分布を画像化する核医学診断装置に
関する。

【０００２】

【従来の技術】核医学診断装置は、シングルフォトン核
種を用いて放射性同位元素の崩壊時の一個のガンマ線の
検出を行い、この検出データに基づいて２次元的なガン
マ線蓄積画像を得ることを特徴としたシングルフォトン
カメラと、ポジトロン核種を用いて陽電子が消滅する際
に反対方向に一対のガンマ線を放出することを利用し、
放出場所を特定することにより２次元的なガンマ線の蓄
積画像を得ることを特徴としたポジトロンカメラとに分
類される。

【０００３】また、近年、検出器を被検体の周囲を回転
させながら複数の角度でガンマ線の検出を繰り返し、得
られたデータに基づいて断層像を再構成する断属イメー
ジングの技術（ＥＣＴ（ｅｍｉｓｓｉｏｎ ｃｏｍｐｕ
ｔｅｄ ｔｏｒｏｇｒａｈｙ））が実用化されている。
このＥＴＣは、シングルフォトンＥＣＴ（ＳＰＥＣＴ）
とポジトロンＥＣＴ（ＰＥＴ）に大別される。

【０００４】従来のシンチレーションはアンガー型のカ
メラに代表されるようにガンマ線を光に与えるシンテレ
ータ（ＮａＩの単結晶）の上にライトガイドを介し光電
子増倍管を２次元状にちょう密に配列し、それぞれの出
力信号よりガンマ線の発生場所を重み加算計算にて求め
ていた。このように光電変換素子として光電子増倍管を
使用しているために、検出器が極めて厚い構造を有して
いること、ならびに光電子増倍管の最外周の部分には位
置計算不能のデッドスペースが生じてしまい有効視野の
割には極めて面積の大きな検出器になってしまう。その
周辺部や背面の鉛製シールドならびにコリメータまで入
れると非常に大きな検出器になってしまいこの検出器を
収集目的に応じた設定を行なうにしても自由度に制御が
加わるとともに動作の実現手段が極めて機構的に難し
く、かつ検出器が数百ｋｇと重いため、理想的な動作か
ら機械的歪みに起因した画像省化を生じることもあっ
た。また有効視野端から検出器の物理的端面までの距離
が大きいこと、検出器が厚いことにより、心臓ＳＰＥＣ
Ｔ時に腕を大きく頭部側に上げてやる必要があり被検者
に苦痛を与えたり頭部ＳＰＥＣＴで小脳が入らなかった
りする問題点があった。

【０００５】また、従来では、心臓のＳＰＥＣＴを行な
う場合、非常に大きなアンガー型検出器との干渉を避け
るために、被検体はデータ収集（撮影）期間中、例えば
１０分以上、その両腕を頭部側に大きく上げ続けておく
必要があり、被検体にとっては大変苦痛な物であった。

【０００６】さらに、２検出器システムにおいて吸収補
正を実施する場合でも、架台機構上の制限から２検出器
対向撮影モード、９０°ＳＰＥＣＴ撮影モード、１検出
器撮影モードの各モードで固有の吸収補正方法を適用せ
ざるを得ず、すべての撮影モードで吸収補正を実現する
のは不可能であった。しかも具体的吸収補正の方法に
は、ライン線源スキャン方式あるいは面線源方式がある
が、現状のアンガー方式のシンチレーションカメラで
は、通常のＳＰＥＣＴ収集の感度を落とさずに、吸収補
正を同時に行なうことは、検出器性能の制約上不可能で
あった。

【０００７】

【発明が解決しようとする課題】本発明の目的は、２検
出器の位置関係を自由に組み合わせて様々なモードで被
検体を撮影でき、しかも各モードで吸収補正データの収
集から吸収補正の実施までの作業を、撮影と並行してリ
アルタイムで行うことができる核医学診断装置を提供す
ることにある。

【０００８】

【課題を解決するための手段】本発明に係る核医学診断
装置は、走行自在に設けられた第１のスタンドと、前記
第１のスタンドにより被検体周囲を回転可能に設けられ
た第１のメイン検出器と、前記第１のスタンドにより前
記第１のメイン検出器に対して前記回転方向に略９０°
ずれた状態で設けられた第１の基準線源と、前記第１の
スタンドにより前記第１の基準線源に対向した状態で設
けられた半導体検出器と、走行自在に設けられた第２の
スタンドと、前記第２のスタンドにより前記被検体周囲
を回転可能に設けられた第２のメイン検出器と、前記第
２のスタンドにより前記第２のメイン検出器に対して前
記回転方向に略２７０°ずれた状態で設けられた第２の
基準線源とを具備する。

【０００９】さらに、前記第１のメイン検出器と前記第
２のメイン検出器とが前記被検体を挟んで対向した状態
で２検出器対向ＳＰＥＣＴ撮影が行われるとき、前記第
１の基準線源から放出され前記被検体を通って前記半導
体検出器で検出されたガンマ線に関する第１の情報に基
づいて、前記被検体に投与された放射性同位元素から放
出され前記第１のメイン検出器で検出されたガンマ線に
関する第２の情報と前記放射性同位元素から放出され前
記第２のメイン検出器で検出されたガンマ線に関する第
３の情報とを吸収補正し、この吸収補正された第２の情
報と第３の情報とに基づいて前記放射性同位元素の体内
分布画像を生成し、前記第１のメイン検出器と前記第２
のメイン検出器とが略９０°ずれた状態で９０°ＳＰＥ
ＣＴ撮影が行われるとき、前記第２の基準線源から放出
され前記被検体を通って前記第１のメイン検出器で検出
されたガンマ線に関する第４の情報に基づいて前記第２
の情報を吸収補正し、前記第１の基準線源から放出され
前記被検体を通って前記第２のメイン検出器で検出され
たガンマ線に関する第５の情報に基づいて前記第３の情
報を吸収補正し、これら吸収補正された第２の情報と第
３の情報とに基づいて前記放射性同位元素の体内分布画
像を生成し、前記第１のメイン検出器と前記第２のメイ
ン検出器とで個別に別々な部位の撮影を行うとき、前記
第１の情報に基づいて前記第２の情報を吸収補正し、こ
の吸収補正された第２の情報に基づいて第１の部位に関
する前記放射性同位元素の体内分布画像を生成すると共
に前記第３の情報に基づいて第２の部位に関する前記放
射性同位元素の体内分布画像を生成する手段を備える。

【００１０】本発明によれば、２検出器の位置関係を自
由に組み合わせて様々なモードで被検体を撮影でき、し
かも各モードで吸収補正データの収集から吸収補正の実
施までの作業を、撮影と並行してリアルタイムで行うこ
とができる。

【００１１】

【発明の実施の形態】以下、本発明による核医学診断装
置の一実施形態を図面を参照して説明する。図１に本実
施形態による核医学診断装置のブロック図を示し、図２
に図１の第１、第２のメイン検出器の外観を示し、図３
に図１の第１、第２の撮影系統を側面から見た図示し、
図４（ａ）に図１の第１の撮影系統を被検体頭部側から
見た構造を示し、図４（ｂ）に図１の第２の撮影系統を
被検体頭部側から見た構造を示している。なお、図１に
おいて構造的な繋がり点線で示し、電気的な繋がりを実
線で示している。本実施形態では、２つの撮影系統が装
備されている。

【００１２】第１の撮影系統は第１のメイン検出器３を
有する。この第１のメイン検出器３は、従来と同様のア
ンガー型検出器であってもよいが、図２に示すような半
導体検出器であることが好ましい。半導体検出器は、ガ
ンマ線を直接的に電気信号に変換するＣｄＺｎＴｅ等の
複数の半導体素子が２次元状に配列された半導体素子ア
レイ１０１と、この半導体素子アレイ１０１の入射側に
設けられガンマ線の入射方向を制限するためのコリメー
タ１０２と、プリアンプやリードアウト回路等が実装さ
れた回路基板１０３と、背面等からの不要なガンマ線を
遮蔽する鉛製シールド１０４とからなる。

【００１３】このような第１のメイン検出器３は、寝台
１に載置された被検体Ｐの周囲を回転可能に第１のスタ
ンド２により設けられる。第１のスタンド２は、寝台１
の長軸と平行に走行可能に床面に配置されており、この
走行はスタンド走行機構８により実現されている。スタ
ンド走行機構８は、例えば、床面に施設されたレール３
７にスタンドフレーム３６の底部溝３８が嵌め込まれ、
このスタンドフレーム３６をラック＆ピニオン機構を介
して電動駆動するように構成されている。

【００１４】この第１のスタンド２には、ガンマ線の放
射密度が空間的に略均一な棒状の基準線源としての第１
のライン線源４が、第１のメイン検出器３に対してその
回転方向に関し略９０°ずれた状態を維持したままで、
第１のメイン検出器３と共に被検体周囲を回転可能に設
けられる。また、第１のスタンド２には、図２に示した
と基本的に同様な構造で棒状に構成されたライン半導体
検出器５が、第１のライン線源４に対向した状態を維持
したままで被検体周囲を回転可能に設けられる。なお、
第１のライン線源４とライン半導体検出器５は一次元構
造でなくとも例えば１ｃｍ〜３ｃｍと幅を持つ構造であ
っても良い。

【００１５】これら第１のメイン検出器３、第１のライ
ン線源４及びライン半導体検出器５の回転（全体回転）
は、全体回転機構６により実現されている。この全体回
転機構６は、例えば、固定リング３１に回転可能に設け
られた回転リング３２を電動機３４により駆動ギア３５
と駆動ベルト３３を介して回転駆動するように構成され
ている。また、第１のライン線源４及びライン半導体検
出器５は互いに対向した状態のままで被検体Ｐの体軸に
沿ってスライドすることが可能になっており、これはス
ライド機構７により実現されている。

【００１６】一方、第２の撮影系統は、第２のメイン検
出器９を有する。この第２のメイン検出器９の構造は図
２に示したように第２のメイン検出器３と同様であるの
で説明は省略する。第２のメイン検出器９は、被検体Ｐ
の周囲を回転可能に第２のスタンド１１により設けられ
る。第２のスタンド１１は、第１のスタンド２と同様
に、寝台１の長軸と平行に走行可能に床面に配置されて
おり、この走行はスタンド走行機構１２により実現され
ている。スタンド走行機構１２は、例えば、床面に施設
されたレール４７にスタンドフレーム４６の底部溝４８
が嵌め込まれ、このスタンドフレーム４６をラック＆ピ
ニオン機構を介して電動駆動するように構成されてい
る。

【００１７】この第２のスタンド１１には、第１のライ
ン線源４と同様のガンマ線の放射密度が空間的に略均一
な棒状の基準線源としての第２のライン線源１０が、第
２のメイン検出器９に対してその回転方向に関し略２７
０°ずれた状態を維持したままで、第２のメイン検出器
９と共に被検体周囲を回転可能に設けられる。なお、第
２の撮影系統には、第２の撮影系統と異なり、ライン半
導体検出器を意図的に設けていない。これにより後述す
るように様々な撮影モードでメイン検出器３，９に対し
て干渉することなく吸収補正に対応することができる。
また、第２のライン線源１０は一次元構造でなくとも例
えば１ｃｍ〜３ｃｍと幅を持つ構造であっても良い。

【００１８】これら第２のメイン検出器９及び第２のラ
イン線源１０の回転（全体回転）は、全体回転機構１３
により実現されている。この全体回転機構６は、例え
ば、固定リング４１に回転可能に設けられた回転リング
４２を電動機４４により駆動ギア４５と駆動ベルト４３
を介して回転駆動するように構成されている。また、第
２のライン線源１０は被検体Ｐの体軸に沿ってスライド
することが可能になっており、これはスライド機構１４
により実現されている。

【００１９】なお、上記ライン半導体検出器５、第１の
ライン線源４及び第２のライン線源１０それぞれの長さ
は、被検体Ｐの体厚を鑑みて、４０ｃｍ以上に構成され
る。可動部コントローラ１５は、上述した全体回転機構
６，１３、スライド機構７，１４、スタンド走行機構
８，１２の動きを、コンソール１６を介してオペレータ
が指示した通りに制御するものである。

【００２０】吸収補正データ計算回路１７は、第１のメ
イン検出器３、第２のメイン検出器９、ライン半導体検
出器４の検出データを撮影モードに従って適当に組み合
わせて吸収補正データを計算する。吸収補正回路１８
は、第１のメイン検出器３や第２のメイン検出器９の出
力から入射位置毎にガンマ線の入射数を計数すると共
に、この計数データを吸収補正データ計算回路１７で計
算された吸収補正データに基づいて吸収補正する。画像
生成プロセッサ１９は、吸収補正回路１８で吸収補正さ
れた計数データに基づいて、被検体に投与された放射性
同位元素の体内分布画像を生成する。ディスプレイ２０
は、画像生成プロセッサ１９で生成された体内分布画像
を表示する。 （動作）撮影モードには、図５、図６に示すような第１
のメイン検出器３と第２のメイン検出器９とが被検体Ｐ
を挟んで対向した状態で同一部位からのガンマ線を検出
し、両方のデータからＳＰＥＣＴ画像（断面分布）を生
成するいわゆる２検出器対向ＳＰＥＣＴモードと、図
７、図８に示すような第１のメイン検出器３と第２のメ
イン検出器９とが略９０°ずれた状態で被検体Ｐの同一
部位からのガンマ線を検出し、両方のデータからＳＰＥ
ＣＴ画像を生成するいわゆる９０°ＳＰＥＣＴモード
と、第１のメイン検出器３と第２のメイン検出器９とで
個別に別々な部位からのガンマ線を検出しそれぞれ個別
にスタティック画像又はＳＰＥＣＴ画像（断面分布）を
生成する個別モードとがある。これら撮影モードを順番
に説明する。 （２検出器対向ＳＰＥＣＴモード）２検出器対向ＳＰＥ
ＣＴモードでは、上述したように第１のメイン検出器３
と第２のメイン検出器９とが対向状態に設定される。こ
のモードでは第２のライン線源１０は使用しないので、
第１のメイン検出器３に干渉しない位置に退避される。
この退避位置には、ガンマ線が外部に漏洩しないように
第２のライン線源１０を収納するための収納ボックス２
２が設けられている（図９（ｂ）参照）。なお、モード
によっては、第１のライン線源３を使用しないことがあ
り、このときには退避位置に設けられた収納ボックス２
１に収納される（図９（ａ）参照）。

【００２１】このように１のメイン検出器３と第２のメ
イン検出器９とが対向した状態では、第１のメイン検出
器３と第２のメイン検出器９との間に、第１のライン線
源４とライン半導体検出器５とが対向した状態に設定さ
れる。

【００２２】撮影時には、第１のメイン検出器３と第２
のメイン検出器９は対向状態を保ったままで間欠的に全
体回転する。全体回転が停止している各々の期間に、被
検体Ｐに投与された放射性同位元素から放出されるガン
マ線を第１のメイン検出器３と第２のメイン検出器９そ
れぞれで検出し、このガンマ線の入射数を吸収補正回路
１８により入射位置毎に計数する。

【００２３】このような撮影の動きと並行して、図９
（ａ）に示すように上記全体回転が停止している各々の
期間に、第１のライン線源４とライン半導体検出器５と
は対向したままスライドしながら、第１のライン線源４
から放出され被検体Ｐを通過したガンマ線をライン半導
体検出器５で検出し、この検出データに基づいて吸収補
正データ計算回路１７により吸収補正データを計算し、
さらにこの吸収補正データに基づいて計数データを吸収
補正回路１８で吸収補正する。吸収補正された計数デー
タに基づいて画像生成プロセッサ１９で被検体Ｐの断面
に関する放射性同位元素の空間的な分布が生成される。

【００２４】このように２検出器対向ＳＰＥＣＴモード
において、２検出器対向ＳＰＥＣＴ撮影と並行して、第
１のライン線源４とライン半導体検出器５とを使って吸
収補正データの収集と吸収補正とをリアルタイムで行う
ことができる。 （９０°ＳＰＥＣＴモード）次に、９０°ＳＰＥＣＴモ
ードでは、上述したように第１のメイン検出器３と第２
のメイン検出器９とが略９０°ずれた状態に設定され
る。このモードではライン半導体検出器５は使用しない
ので、取り外されるか、又はメイン検出器３，９に干渉
しない位置に退避される。

【００２５】このような第１のメイン検出器３と第２の
メイン検出器９が９０°ずれた状態では、第１のライン
線源４は第２のメイン検出器９に対向し、第２のライン
線源４は第１のメイン検出器３に対向した状態に設定さ
れる。

【００２６】撮影時には、上述のモードと同様に、第１
のメイン検出器３と第２のメイン検出器９は９０°ずれ
た状態を保ったままで間欠的に全体回転し、この全体回
転が停止している各々の期間に被検体Ｐに投与された放
射性同位元素から放出されるガンマ線を第１のメイン検
出器３と第２のメイン検出器９それぞれで検出し、この
検出データに基づいて吸収補正回路１８によりガンマ線
を入射位置毎に計数する。

【００２７】さらに、全体回転が停止している各々の期
間に、図９（ａ）に示すように上記全体回転が停止して
いる各々の期間に第１のライン線源４をスライドさせ、
この第１のライン線源４から放出され被検体Ｐを通過し
たガンマ線を、第２のメイン検出器９で検出する。ま
た、この全体回転が停止している各々の期間に、図９
（ｂ）に示すように、第２のライン線源１０をスライド
させ、この第２のライン線源１０から放出され被検体Ｐ
を通過したガンマ線を第１のメイン検出器３で検出す
る。これらメイン検出器３，９で検出した検出データに
基づいて吸収補正データ計算回路１７により吸収補正デ
ータを計算し、またこの吸収補正データに基づいて計数
データを吸収補正回路１８で吸収補正する。

【００２８】ここで、このモードでは、ライン線源４，
１０からのガンマ線と、被検体Ｐに投与された放射性同
位元素からのガンマ線とを同じメイン検出器３，９で検
出するので、各検出データの混在が危惧されるが、半導
体素子は通常のアンガー型検出器に比べてエネルギー分
解能が１／２以下、計数率特性が５００Ｋｃｐｓ以上と
圧倒的に優れていることから、吸収補正のためのライン
線源４、１０の放出ガンマ線のエネルギーを、ＳＰＥＣ
Ｔ撮影のために被検体Ｐに投与する放射性同位元素の放
出ガンマ線のエネルギーに対して相違させることによ
り、検出データから各成分を選別することは容易であ
る。

【００２９】このように９０°ＳＰＥＣＴモードにおい
ても、撮影と並行して、吸収補正データの収集と吸収補
正とをリアルタイムで行うことができる。 （個別モード）この個別モードでは、第１のメイン検出
器３と第２のメイン検出器９とでそれぞれ第１の部位と
第２の部位からのガンマ線を個別に検出し、それぞれ個
別にスタティック画像又はＳＰＥＣＴ画像（断面分布）
を生成する。撮影時には、被検体Ｐに投与された放射性
同位元素から放出されるガンマ線を第１のメイン検出器
３と第２のメイン検出器９それぞれで検出し、このガン
マ線の入射数を吸収補正回路１８により入射位置毎に計
数する。

【００３０】このような撮影の動きと並行して、図９
（ａ）に示すように第１のライン線源４とライン半導体
検出器５とは対向したままスライドしながら、第１のラ
イン線源４から放出され被検体Ｐを通過したガンマ線を
ライン半導体検出器５で検出し、この検出データに基づ
いて吸収補正データ計算回路１７により吸収補正データ
を計算し、さらにこの吸収補正データに基づいて、第１
のメイン検出器３で検出された第１の部位に関する計数
データを吸収補正回路１８で吸収補正する。吸収補正さ
れた計数データに基づいて画像生成プロセッサ１９で被
検体Ｐの第１の部位に関する放射性同位元素の空間的な
分布が生成される。

【００３１】一方、第２の部位に関しては吸収補正デー
タは得られないので、第２のメイン検出器９で検出され
た第２の部位に関する計数データは、吸収補正すること
なくそのまま画像生成プロセッサ１９で被検体Ｐの第２
の部位に関する放射性同位元素の空間的な分布の生成に
供される。

【００３２】このように個別モードにおいては、第１の
撮影系統に関しては撮影と並行して吸収補正データの収
集と吸収補正とをリアルタイムで行うことができる。第
２の撮影系統に関しては、吸収補正は行うことができな
いが、例えば頭部は吸収率が比較的一様であるため、第
２の撮影系統を頭部撮影に担当させ、正確な吸収補正の
必要な例えば心臓撮影に第１の撮影系統を担当させるよ
うな使い方ができる。

【００３３】このように本実施形態によれば、２検出器
の位置関係を自由に組み合わせて様々なモードで被検体
を撮影でき、しかも各モードで吸収補正データの収集か
ら吸収補正の実施までの作業を、撮影と並行してリアル
タイムで行うことができるようになる。本発明は、上述
した実施形態に限定されることなく、種々変形して実施
可能である。

【００３４】

【発明の効果】本発明によれば、２検出器の位置関係を
自由に組み合わせて様々なモードで被検体を撮影でき、
しかも各モードで吸収補正データの収集から吸収補正の
実施までの作業を、撮影と並行してリアルタイムで行う
ことができる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の一実施形態による核医学診断装置の構
成を示すブロック図。

【図２】図１のメイン検出器の概略的な構造を示す斜視
図。

【図３】図１の第１、第２の撮影系統を被検体側方から
見た構造を示す図。

【図４】図１の第１、第２の撮影系統を被検体頭部側か
ら見た構造を示す図。

【図５】２検出器対向ＳＰＥＣＴモード時の第１、第２
の撮影系統の位置関係を被検体側方から見た図。

【図６】２検出器対向ＳＰＥＣＴモード時の第１、第２
の撮影系統の位置関係を被検体頭部側から見た図。

【図７】９０°ＳＰＥＣＴモード時の第１、第２の撮影
系統の位置関係を被検体側方から見た図。

【図８】９０°ＳＰＥＣＴモード時の第１、第２の撮影
系統の位置関係を被検体頭部側から見た図。

【図９】第１，第２のライン線源のスライドを示す図。

【符号の説明】

１…寝台、 ２…第１のスタンド、 ３…第１のメイン検出器、 ４…第１のライン線源、 ５…ライン半導体検出器、 ６…全体回転機構、 ７…スライド機構、 ８…スタンド走行機構、 ９…第２のメイン検出器、 １０…第２のライン線源、 １１…第２のスタンド、 １２…スタンド走行機構、 １３…全体回転機構、 １４…スライド機構、 １５…可動部コントローラ、 １６…コンソール、 １７…吸収補正データ計算部回路、 １８…吸収補正回路、 １９…画像生成プロセッサ、 ２０…ディスプレイ。

Claims (4)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 走行自在に設けられた第１のスタンド
   と、 前記第１のスタンドにより被検体周囲を回転可能に設け
   られた第１のメイン検出器と、 前記第１のスタンドにより前記第１のメイン検出器に対
   して前記回転方向に略９０°ずれた状態で設けられた第
   １の基準線源と、 前記第１のスタンドにより前記第１の基準線源に対向し
   た状態で設けられた半導体検出器と、 走行自在に設けられた第２のスタンドと、 前記第２のスタンドにより前記被検体周囲を回転可能に
   設けられた第２のメイン検出器と、 前記第２のスタンドにより前記第２のメイン検出器に対
   して前記回転方向に略２７０°ずれた状態で設けられた
   第２の基準線源とを具備したことを特徴とする核医学診
   断装置。
2. 【請求項２】 前記第１のメイン検出器と前記第２のメ
   イン検出器とが前記被検体を挟んで対向した状態で２検
   出器対向ＳＰＥＣＴ撮影が行われるとき、前記第１の基
   準線源から放出され前記被検体を通って前記半導体検出
   器で検出されたガンマ線に関する第１の情報に基づい
   て、前記被検体に投与された放射性同位元素から放出さ
   れ前記第１のメイン検出器で検出されたガンマ線に関す
   る第２の情報と前記放射性同位元素から放出され前記第
   ２のメイン検出器で検出されたガンマ線に関する第３の
   情報とを吸収補正し、この吸収補正された第２の情報と
   第３の情報とに基づいて前記放射性同位元素の体内分布
   画像を生成し、前記第１のメイン検出器と前記第２のメ
   イン検出器とが略９０°ずれた状態で９０°ＳＰＥＣＴ
   撮影が行われるとき、前記第２の基準線源から放出され
   前記被検体を通って前記第１のメイン検出器で検出され
   たガンマ線に関する第４の情報に基づいて前記第２の情
   報を吸収補正し、前記第１の基準線源から放出され前記
   被検体を通って前記第２のメイン検出器で検出されたガ
   ンマ線に関する第５の情報に基づいて前記第３の情報を
   吸収補正し、これら吸収補正された第２の情報と第３の
   情報とに基づいて前記放射性同位元素の体内分布画像を
   生成し、前記第１のメイン検出器と前記第２のメイン検
   出器とで個別に別々な部位の撮影を行うとき、前記第１
   の情報に基づいて前記第２の情報を吸収補正し、この吸
   収補正された第２の情報に基づいて第１の部位に関する
   前記放射性同位元素の体内分布画像を生成すると共に前
   記第３の情報に基づいて第２の部位に関する前記放射性
   同位元素の体内分布画像を生成する手段をさらに備えた
   ことを特徴とする請求項１記載の核医学診断装置。
3. 【請求項３】 前記半導体検出器と前記第１の基準線源
   とを対向状態を保ったままで前記被検体の体軸方向に沿
   ってスライドする手段をさらに備えたことを特徴とする
   請求項１記載の核医学診断装置。
4. 【請求項４】 前記半導体検出器、前記第１の基準線源
   及び前記第２の基準線源それぞれの長さは４０ｃｍ以上
   であることを特徴とする請求項１記載の核医学診断装
   置。