作为向被检体投放用放射性同位素(Radiosotope)标识的放射性药 品，根据从放射性同位素释放的伽马射线的分布状态对被检体的放射性 同位素的分布进行图像化的核医学装置的一个，已知Single Photon Emission Computed Tomography(SPECT装置)。SPECT装置是以下 这样的装置：向被检体投放99mTc、201Tl、123I等的解体时释放出1个伽 马射线的放射性同位素(称为单光子核种)，作为逐个的光子 (photon)从体外对投放的放射性同位素在解体时释放的伽马射线进行 计数，并根据核种的断层面内的浓度分布而重构被检体的断层像。
在用放射性同位素标识的放射性药品中，有多种释放能量的核种。 已知通过在从这样的多种释放能量的核种收集伽马射线时，将收集窗口 设置在从要测量的放射性同位素释放的伽马射线的计数数最大的能量 (称为峰值能量)附近，只收集进入收集窗口内的伽马射线，能够提高 断层像的画质。另外，作为修正进入到收集窗口内的伽马射线的散射线 的影响的散射线修正的一个，例如已知triple energy window(TEW) 法(例如参考特开平11-38145号公报)。该方法是以下的方法：除了 主收集窗口以外，还在能量比主窗口高的一侧和低的一侧设置子收集窗 口，根据在这2个子窗口内计数的伽马射线的计数数，修正主窗口内的 伽马射线的计数数的因散射线的影响。
另外，在SPECT装置中，还能够同时检测分别包含在多个放射性 药品中的放射性同位素。在该情况下，在与多个放射性同位素的各个对 应的峰值能量附近设置收集窗口，个别地收集进入到所设置的收集窗口 内的伽马射线，由此分离从各放射性同位素释放的伽马射线。
但是，在SPECT装置中使用的放射线检测器(例如由NaI闪烁 器、光电子倍增管构成)依存于从放射性同位素释放的伽马射线的能量 而其收集效率不同。收集效率根据放射线检测器的结构而不同，另外根 据安装在放射线检测器中的准直仪的种类，依存于伽马射线的能量而变 化的收集效率的变化率也不同。
对此，在现有的核医学装置中，不对因能量产生的收集效率的不同 进行修正，而将低能量的伽马射线和高能量的伽马射线的1个计数作为  同一次计数进行测量。SPECT装置已经具有保存到对每个收集能量窗 口都不同的文件中的功能。在现有技术中对于这些文件内的图像可以单 纯地成为效率的倒数倍，但在同一图像内显示在不同的收集能量窗口中 收集到的伽马射线时会产生问题。
例如，向体内投放放射性药品，在通过进行投放的放射性药品的定 量(测量放射性药品的集中位置和集中量)，来对使用了该放射性药品 的蛋白质(例如脏器和组织)进行定量的情况下，必须考虑到对每个能 量和每个准直仪都不同的收集效率的影响而修正伽马射线的计数数。同 样，在同时向体内投放多个放射性药品，同时进行这些投放的多个放射 性药品的定量(测量放射性药品的集中位置和集中量)的情况下，正确 地分离在哪个收集窗口中收集到的伽马射线是非常重要的。在该情况 下，也必须考虑到对每个能量和每个准直仪都不同的收集效率的影响而 修正伽马射线的计数数。
进而，在进行TEW法等的散射线修正时，根据主窗口前后的收集 窗口中的伽马射线的计数数进行修正，但在现有技术中，在能量比主窗 口高的一侧的子窗口和低的一侧的子窗口中，不会反映每个能量和每个 准直仪的收集效率的不同。

本发明的目的在于：通过考虑到依存于能量的收集效率的不同，修 正伽马射线的计数数，来作成更定量的图像。
本发明的第一方面的核医学装置向被检体投放用放射性同位素标识 的放射性药品，在伽马射线检测部件中检测从放射性同位素释放的伽马 射线，在计数部件中对检测出的伽马射线进行计数，由此得到被检体中 的放射性同位素的分布，其特征在于包括：上述伽马射线检测部件；使 用与上述伽马射线所具有的能量对应地确定的收集效率数据，修正上述 计数部件中的计数的修正部件。
本发明的第二方面的核医学装置的特征在于包括：检测从包含在投 放到被检体内的放射性药品中的放射性同位素释放的伽马射线，求出上 述伽马射线的入射位置和上述伽马射线所具有的能量的伽马射线检测部 件；在由上述伽马射线检测部件检测出的伽马射线所具有的能量进入到 规定的收集窗口内的情况下，收集该伽马射线的伽马射线收集部件；输 出与上述伽马射线检测部件的种类和上述伽马射线所具有的能量对应地 确定的上述伽马射线的收集效率所对应的值的输出部件；在由上述伽马 射线收集部件收集到伽马射线的情况下，根据从上述输出部件输出的与 上述收集效率对应的值，求出入射到上述伽马射线检测部件的伽马射线 的计数数的伽马射线计数部件；根据上述求出的伽马射线的计数数，显 示图像的显示部件。
本发明的第三方面的核医学装置的特征在于包括：检测从分别包含 在投放到被检体内的多个放射性药品中的能量峰值不同的放射性同位素 释放的伽马射线，求出上述伽马射线的入射位置和上述伽马射线所具有 的能量的伽马射线检测部件；对每个上述放射性同位素收集上述检测出 的伽马射线的伽马射线收集部件；对上述收集到的每个上述放射性同位 素显示图像的显示部件。
本发明的并不只限于以上所说明的内容。将通过以下的具体实施例 说明本发明的其他特征和优点。
附图说明
图1是表示本发明的实施例1的核医学装置的主要结构的图。
图2是表示收集效率表的一个例子的图。
图3是表示考虑到依存于能量的收集效率的修正的考虑方法的图。
图4是表示显示在显示器上的图像的一个例子的图。
图5是说明TEW法的散射线修正的图。
图6是表示收集效率表的作成方法的流程图。
图7是表示本发明的实施例2的核医学装置的主要结构的图。
图8是说明实施例2的核医学装置的动作的流程图。
图9是说明投放了多个放射性同位素的情况下的收集窗口的设置方 法的图。
图10A、图10B、图10C是表示在实施例2中由图像生成部件生成 的图像的一个例子的图。
图11是说明实施例2的变形例子的核医学装置的动作的流程图。
图12是表示在实施例2的变形例子中由图像生成部件生成的合成 图像的一个例子的图。

以下，参考附图说明本发明的实施例。
[实施例1]
图1是表示本发明的实施例1的核医学装置的主要结构的图。图1 所示的核医学装置包括伽马照相机部件1、窗口电路2A、2B、2C、收 集效率存储器3、CPU4、伽马射线计数电路5、图像存储器6A、6B、 6C、图像处理器7A、7B、7C、散射修正处理器8、显示器9。
伽马照相机部件1检测从投放到被检体101中的放射性药品102释 放的伽马射线(光子)103。伽马照相机部件1也可以是Anger型的伽 马照相机和半导体阵列型的伽马照相机的任意一个。Anger型的伽马照 相机包括：2维地形成了多个平行孔的准直仪，其中该平行孔用于对从 投放到被检体内的放射性药品2释放的伽马射线103的入射方向进行限 制；吸收经由准直仪入射的伽马射线103的能量，在该位置发出闪光的 闪烁器；将来自闪烁器的闪光变换为电信号的多个光电子倍增管；检测 伽马射线103的入射位置和伽马射线103的能量的检测电路。另外，在 半导体阵列型的伽马照相机中，代替光电子倍增管而配置了接受伽马射 线103而产生与其能量对应的电信号的半导体元件。
在此，在图1的伽马照相机部件1中，构成为自由装卸准直仪。另 外，作为准直仪识别信息(例如准直仪的ID编号等)，向CPU4通知安 装在伽马照相机部件1中的准直仪的种类。作为能够安装在伽马照相机 部件1中的准直仪有各种，例如可以与从包含在投放到被检体101中的 放射性药品102中的放射性同位素释放的伽马射线的能量对应地使用低 能量用和高能量用的准直仪。一般，低能量用的准直仪与高能量用的准 直仪相比，构成为孔的隔壁的厚度薄，孔的口径小，孔数多。进而，在 低能量用和高能量用的准直仪中，可以分别使用通用的准直仪、高分辨 率准直仪等与用途对应的多种准直仪。
这样的结构的伽马照相机部件1将经由准直仪入射的伽马射线变换 为电信号，根据该电信号计算入射的伽马射线的2维方向位置(X， Y)和入射的伽马射线的能量(Z)。另外，伽马照相机部件1向伽马射 线计数电路5输入表示2维方向位置的XY信号，向窗口电路2A、 2B、2C、CPU4输入表示能量的Z信号。
窗口电路在从伽马照相机部件1输入的Z信号所示的能量处于具有 规定能量宽度的收集窗口内的情况下，作为1个脉冲信号向伽马射线计 数电路5通知该情况。在此，图1的核医学装置在散射线修正中使用 TEW法，为了实现TEW法，在图1的核医学装置中，窗口电路包括3 系统的窗口电路2A、2B、2C。但是，在实施例1中并不必须是用于实 现TEW法的结构，也可以进行TEW法以外的散射线修正。
窗口电路2A在从伽马照相机部件1输入的Z信号所示的能量处于 主窗口(第一收集窗口)的范围内时，产生一个脉冲信号。在此，主窗 口被设置为以要收集的放射性同位素的计数数最大的能量(峰值能量) 为中心。与要收集的核种对应地唯一地决定峰值能量，例如99mTc的峰 值能量是140keV。
另外，窗口电路2B在Z信号所示的能量处于相对于主窗口在低能 量一侧相邻的子窗口(第二收集窗口)的能量范围内时，产生一个脉冲 信号。进而，窗口电路2C在Z信号所示的能量处于相对于主窗口在高 能量一侧相邻的子窗口(第三收集窗口)的能量范围内时，产生一个脉 冲信号。
在此，实施例1的特征之一在于：能够实时地修正对于每个准直仪 和每个能量都变化的伽马射线的收集效率的影响，求出更正确的伽马射 线的个数。为此，图1的核医学装置具备收集效率存储器3、CPU4、 伽马射线计数电路。
收集效率存储器3是用于存储安装在伽马照相机部件1中的准直仪 的每个种类和每个伽马射线能量的伽马射线收集效率的表(以下称为收 集效率表)的存储器。收集效率是表示在1次计数的伽马射线入射到伽 马照相机部件1中时将其测量为多少计数量的伽马射线的值。图2表示 这样的收集效率表的一个例子。在图2中，作为准直仪的种类表示了低 能量通用准直仪、低能量高分辨率准直仪、高能量通用准直仪、高能量 高分辨率准直仪的收集效率。另外，将在后面详细说明图2那样的收集 效率表的作成方法。
CPU4从收集效率存储器3取得与从伽马照相机部件1通知的准直 仪识别信息和Z信号对应的收集效率，将取得的收集效率的倒数通知伽 马射线计数电路5。
在此，如上所述，收集效率是表示1次计数的伽马射线入射到伽马 照相机部件1时，将其测量为多少计数量的伽马射线的值。因此，可以 将实际入射到伽马照相机部件1中的伽马射线的计数数考虑为是收集效 率的倒数。如果这样考虑，则可知通过将每测量1次计数量的伽马射线 时该伽马射线所具有的能量和现在安装的准直仪的种类对应的收集效率 的倒数相加，如图3所示，能够考虑到依存于能量的收集效率地修正伽 马射线的计数数。
基于这样的考虑，伽马射线计数电路5在从伽马照相机部件1接收 到XY信号，从窗口电路2A接收到脉冲信号，从CPU4接收到收集效 率的倒数时，顺序地在存储由XY信号所示的2维位置的数据的图像存 储器6A的规定地址中，加上收集效率的倒数。通过这样的动作，在摄 影期间结束后，在修正了对每个位置并且对每个能量的收集效率的影响 后的状态下，求出主窗口内的具有能量的伽马射线的计数数，并作为图 像数据收集该伽马射线的计数数的空间分布。
伽马射线计数电路5在从伽马照相机部件1接收到XY信号，从窗 口电路2B接收到脉冲信号，从CPU4接收到收集效率的倒数时，顺序 地在存储由XY信号所示的2维位置的数据的图像存储器6B的规定地 址中，加上收集效率的倒数。通过这样的动作，在摄影期间结束后，在 修正了对每个位置并且对每个能量的收集效率的影响后的状态下，求出 相对于主窗口在低能量侧相邻的子窗口内的具有能量的伽马射线的计数 数，并作为图像数据收集该计数数的空间分布。
进而，伽马射线计数电路5在从伽马照相机部件1接收到XY信 号，从窗口电路2C接收到脉冲信号，从CPU4接收到收集效率的倒数 时，顺序地在存储由XY信号所示的2维位置的数据的图像存储器6C 的规定地址中，加上收集效率的倒数。通过这样的动作，在摄影期间结 束后，在考虑到对每个位置并且对每个能量的收集效率的影响后的状态 下，求出相对于主窗口在高能量侧相邻的子窗口内的具有能量的伽马射 线的计数数，并作为图像数据收集该计数数的空间分布。
在伽马照相机部件1中收集的多个伽马射线的能量不同的情况下， 由于每个能量的准直仪的收集效率的不同，所以如果作为同一个计数测 量它们，则会产生误差。因此，必须考虑到每个能量的准直仪的收集效 率地修正计数数。在现有技术中，也逐一对每个计数测量伽马射线，将 准直仪的收集效率的倒数乘以最终得到的关注区域的计数数，修正伽马 射线的计数数，但也是以收集的伽马射线的关注区域中的能量全部相等 的情况为前提。因此，在重合的关注区域中多个伽马射线的能量分布重 合地进行收集的情况、以及例如如Anger型的伽马照相机那样，检测器 的能量分辨率差的情况下，收集的伽马射线的能量分布的幅度大，在本 实施例中说明的那样的每次测量1个计数的伽马射线时进行计数数的修 正的方法特别有效。
在图像存储器6A中收集到的计数数被提供给图像处理器7A。在图 像存储器6B中收集到的的计数数被提供给图像处理器7B。在图像存储 器6C中收集到的的计数数被提供给图像处理器7C。图像处理器7A、 7B、7C分别对所提供的计数数，实施能量修正、修正视野边缘的失真 的线性修正、使伽马照相机部件1所具有的光电子倍增管或半导体元件 的灵敏度的离散均匀化的均匀性修正、修正因身体的不均匀的吸收系数 造成的计数误差的吸收修正等的散射线修正以外的各种修正。
散射修正处理器8通过TEW法进行散射线修正。显示器9显示将 由散射修正处理器8修正了的主窗口内的伽马射线的计数数作为像素值 的图像。由此，根据从被检体释放的伽马射线，如图4所示的参照符号 401那样，作为图像将投放到被检体内的放射性药品的位置显示在显示 器9上。
在此，参考图5，简单地说明由散射修正处理器8进行的散射线修 正。如图5所示，在利用了TEW法的散射线修正中，相对于主窗口 501在低能量侧和高能量侧分别设置子窗口502、503，使用这2个子窗 口内的计数数，通过台形近似而推测主窗口501内的散射线量(图5所 示的台形区域504的面积)，从主窗口内的计数数减去该推测出的散射 线量，求出主窗口内的真正的计数数。
如果设低能量侧子窗口502内的平均计数数(即将图像存储器6B 的输出除以低能量侧子窗口502的能量宽度后的值)为U，高能量侧子 窗口503内的平均计数数(将图像存储器6C的输出除以高能量侧子窗 口503的能量宽度后的值)为L，主窗口501内的计数数的合计(即图 像存储器6的输出)为M，主窗口501的能量宽度为M宽度，则主窗 口501内的伽马射线的真正的计数数可以通过以下公式(1)求出。
真正的计数数＝M-(L+U)×M宽度/2    (公式1)
在此，上述公式(1)的M、L、U是各自不同的能量的收集窗口内 的计数数。即，在这些收集窗口中收集效率各自不同，但在实施例1 中，在进行上述公式(1)的计算之前，考虑到对每个能量都变化的收 集效率的影响地修正了各个收集窗口内的计数数。因此，能够进一步提 高通过TEW法进行散射线修正时的精度。
接着，参考图6，说明存储在收集效率存储器3中的收集效率表的 作成方法。图6是表示收集效率表的作成方法的流程图。
首先，安装设想为在伽马照相机部件1中使用的准直仪(步骤 S1)。接着，经由伽马照相机部件1，在规定时间内收集从放射能已知 的放射性同位素释放的伽马射线。在收集规定时间的伽马射线后，计算 这时的收集效率，与现在安装着的准直仪的种类和收集到的伽马射线的 能量对应地将计算出的收集效率存储到收集效率存储器3中(步骤 S2)。在此，如果放射能已知，则能够通过计算求出设想为在规定时间 内收集的伽马射线的计数数，因此可以通过将通过规定时间的测量实际 收集到的伽马射线的计数数除以由放射能决定的伽马射线的计数数，来 求出收集效率。
接着，针对释放的伽马射线的能量不同的多种核种，进行同样的收 集效率的测量(步骤S3)。在对多种核种进行了收集效率的测量后，针 对这多个能量的每个的收集效率，进行内插计算和外插计算，求出与希 望的能量对应的收集效率(步骤S4)。
在步骤S4之后，判断是否对设想使用的全部准直仪进行了收集效 率的测量(步骤S5)。在步骤S5的判断中，还没有对全部的准直仪进 行收集效率的测量的情况下，在将其他准直仪安装到伽马照相机部件1 中后(步骤S6)，返回到步骤S2，对其他准直仪进行收集效率的测量。 另一方面，在步骤S5的判断中，对全部的准直仪进行了收集效率的测 量的情况下，结束收集效率表的作成。
如以上说明的那样，根据实施例1，通过考虑到依存于每个准直仪 和每个能量的收集效率的影响，修正伽马射线的计数数，能够提供更定 量的图像。特别在最近研究活动活跃的分子成像的领域中，为了诊断癌 组织的有无或转移状况等，非常重视定量地分析蛋白质的分布及其量。 即，如果已知产生癌组织或特定的蛋白质，而与其他蛋白质分离并且确 定集中位置和正确的集中量，则能够得到表示癌组织的扩散程度的所谓 阶段(staging)信息。因此，根据考虑到收集效率的影响进行计数修正 的本实施例1，能够进行体内的癌组织特有的蛋白质的定量化，能够进 行定量的诊断。另外，还能够提高TEW法等的散射线修正中的精度。
在此，图2的收集效率表是一个例子，也可以存储图2所示的准直 仪以外的收集效率。另外，在图2中，存储收集效率自身，但也可以存 储收集效率的倒数。
[实施例2]
接着，说明本发明的实施例2。本发明的实施例2是在能够同时检 测多个放射性同位素的核医学装置中适用了本发明的例子。图7表示实 施例2的核医学装置的主要结构。另外，该图7的结构是能够检测3种 核种的核医学装置的例子。如图7所示，在实施例2中，代替实施例1 的窗口电路2A、2B、2C而设置了窗口电路20A、20B、20C。为了分 离释放具有各自不同的能量峰值的伽马射线的核种(以下假设为核种 1、核种2、核种3)发出的伽马射线，而设置这些窗口电路20A、 20B、20C。
即，窗口电路20A在从伽马照相机部件1输入的Z信号所示的能量 处于包含核种1的峰值能量的收集窗口的范围内时，产生一个脉冲信 号。而窗口电路20B在Z信号所示的能量处于包含峰值能量与核种1 不同的核种2的峰值能量的收集窗口的范围内时，产生一个脉冲信号。 进而，窗口电路20C在Z信号所示的能量处于包含峰值能量与核种1 和核种2不同的核种3的峰值能量的收集窗口的范围内时，产生一个脉 冲信号。另外，可以任意地设置这些窗口电路20A、20B、20C各自的 收集窗口。
在此，在图7中，为了简化说明，而省略了用于进行TEW法的散 射线修正的结构。在进行散射线修正的情况下，可以针对窗口电路 20A、20B、20C分别设置与低能量侧和高能量侧对应的2个子窗口用 的窗口电路，同时在图像处理器7A、7B、7C的后级设置散射修正处理 器8。另外，在能够检测比3种更多的核种的情况下，可以增加该数量 的窗口电路、图像存储器、图像处理器。
另外，在图7中，还设置有：用于由医生等进行核医学装置的收集 窗口设置等各种设置的操作部件10；根据在图像处理器7A、7B、7C 中处理了的图像生成规定的图像数据的图像生成部件11。
以下，参考图8的流程图，说明实施例2的核医学装置的动作。首 先，医生等向被检体投放多个放射性药品。在此，作为例子，假设投放 包含核种1的放射性药品1、包含核种2的放射性药品2、包含核种3 的放射性药品3。然后，经由操作部件10设置窗口电路20A、20B、 20C各自的收集窗口，使得能够检测出包含在各个放射性药品中的核种 所释放的伽马射线(步骤S11)。由此，经由CPU4设置各窗口电路的 收集窗口宽度。在此，如图9的参照符号901、902、903所示那样设置 收集窗口，使得以要测量的各个核种的峰值能量为中心。在步骤S11 中，在设置了收集窗口后，经由操作部件10设置分别设置的收集窗口 与哪个放射性药品对应(步骤S12)。由此，通过CPU4识别放射性药 品的药剂名。
在以上处理以后，由本核医学装置开始检测来自放射性同位素的伽 马射线。由此，在经由伽马照相机部件1检测出的伽马射线的能量进入 到窗口电路20A、20B、20C的任意一个的收集窗口内的情况下，该窗 口电路决定收集该伽马射线，并通过一个脉冲信号向伽马射线计数电路 5通知该情况(步骤S13)。另外，CPU4根据准直仪识别信息和表示这 时检测出的伽马射线的能量的Z信号，从收集效率存储器3中取得收集 效率，并通知伽马射线计数电路5。该收集效率的取得动作与实施例1 中说明了的一样。
伽马射线计数电路5在从伽马照相机部件1接收到XY信号，从窗 口电路接收到脉冲信号，从CPU4接收到收集效率的情况下，顺序地在 对应的图像存储器的规定地址中，加上收集效率的倒数，由此求出伽马 射线的计数数(步骤S14)。由此，将核种1的伽马射线的计数数存储 到图像存储器6A中，将核种2的伽马射线的计数数存储到图像存储器 6B中，将核种3的伽马射线的计数数存储到图像存储器6C中。
图像处理器7A、7B、7C分别对存储在对应的图像存储器中的伽马 射线的计数数进行上述那样的修正。然后，图像生成部件11分别根据 由图像处理器7A修正了的伽马射线的计数数生成图10A那样的图像， 根据由图像处理器7B修正了的伽马射线的计数数生成图10B那样的图 像，根据由图像处理器7C修正了的伽马射线的计数数生成图10C那样 的图像(步骤S15)。然后，显示器9同时显示这些生成了的3张图像 数据(步骤S16)。这时，可以例如将显示器9的一个画面分割为3个 同时显示3张图像。或者，也可以在显示器9上逐一地显示图10A～图 C所示的图像，通过操作部件10的操作等，切换显示在显示器9上的 图像。
这样，能够如图10A的参照符号901A、图10B的参照符号902A、 图10C的参照符号903A那样，分离地显示包含所释放的伽马射线的能 量不同的放射性同位素的放射性药品，因此医生等能够容易地目视识别 在被检体的哪个位置分别吸收了投放到被检体内的多个放射性药品。另 外，理想的是在进行图10A、图10B、图10C那样的显示时，根据被 CPU4识别出的放射性药品信息，如图10A的参照符号901B、图10B 的参照符号902B、图10C的参照符号903B那样，显示出各个图像是 哪个放射性药品的图像。由此，使各个图像和放射性药品的关联进一步 明了。另外，这时也可以同时显示使用了放射性药品的蛋白质的名称。
接着，说明实施例2的变形例子。该变形例子与图10不同，是对 由图像处理器7A生成的图像、由图像处理器7B生成的图像、由图像 处理器7C生成的图像进行合成而显示在显示器9上的例子。
以下，参考图11的流程图，说明变形例子的核医学装置的动作。首 先，医生等向被检体投放多个放射性药品(放射性药品1、放射性药品 2、放射性药品3)。然后，经由操作部件10设置窗口电路20A、20B、 20C各自的收集窗口，使得能够检测出包含在各个放射性药品中的核种 释放的伽马射线(步骤S21)。在设置了收集窗口后，设置分别设置了 的收集窗口与哪个放射性药品对应，同时设置在作为图像显示各个放射 性药品时的颜色(步骤S22)。
在以上处理后，由本核医学装置开始检测来自放射性同位素的伽马 射线。由此，在经由伽马照相机部件1检测的伽马射线的能量进入到窗 口电路20A、20B、20C的任意一个的收集窗口内的情况下，该窗口电 路决定收集该伽马射线，并通过一个脉冲信号向伽马射线计数电路5通 知该情况(步骤S23)。另外，CPU4根据准直仪识别信息和表示这时检 测出的伽马射线的能量的Z信号，从收集效率存储器3中取得收集效 率，并通知伽马射线计数电路5。
伽马射线计数电路5在从伽马照相机部件1接收到XY信号，从窗 口电路接收到脉冲信号，从CPU4接收到收集效率的情况下，顺序地在 对应的图像存储器的规定地址中，加上收集效率的倒数，由此求出伽马 射线的计数数(步骤S24)。由此，将核种1的伽马射线的计数数存储 到图像存储器6A中，将核种2的伽马射线的计数数存储到图像存储器 6B中，将核种3的伽马射线的计数数存储到图像存储器6C中。
图像处理器7A、7B、7C分别对存储在对应的图像存储器中的伽马 射线的计数数进行上述那样的修正。然后，图像生成部件11根据由图 像处理器7A、7B、7C修正了的伽马射线的计数数生成图10A、10B、 10C所示那样的3张图像数据(步骤S25)。然后，图像生成部件11将 这3张图像数据合成而生成图12所示那样的图像。这时，图像生成部 件11对每个放射性药品进行颜色分类。然后，显示器9显示由图像生 成部件11生成的合成图像(步骤S26)。另外，在显示图12的图像时， 也可以显示出哪个颜色表示哪个放射性药品。
如以上说明的那样，根据实施例2，能够正确地分离投放到体内的 多个放射性药品，可目视识别地显示它，因此能够提供更容易了解多个 药品的定量性的图像。
本发明并不只限于以上说明，在本发明的宗旨的范围内可以有各种 变形，而这些变形也包含在本发明中。