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ガンマカメラ（γカメラ）は、シンチレーションカメラまたはアンガーカメラとも呼ばれ、ガンマ線を放出する放射性同位元素を画像化するために使用される装置で、シンチグラフィーと呼ばれる技術です。シンチグラフィーの用途には、初期の医薬品開発や、人体や、医療的に注射、吸入、または摂取されたガンマ線を放出する放射性核種の分布を画像化および分析するための核医学画像診断などがあります。
シンチグラフィー（「シンチ」）は、体内の放射性同位元素から放出される放射線をガンマカメラで捉え、2次元画像を作成する技術である[ 1 ]。
核医学的心臓負荷試験などで用いられるSPECT（単光子放出コンピューター断層撮影）イメージングは、ガンマカメラを用いて行われます。通常、1つ、2つ、または3つの検出器またはヘッドが、患者の周囲をゆっくりと回転します。
ガンマカメラは、ガントリーに取り付けられた「ヘッド」と呼ばれるアセンブリ内の光電子増倍管アレイに光学的に結合された1つ以上の平面結晶面（または検出器）で構成されています。ガントリーは、カメラの動作を制御し、画像を取得して保存するコンピュータシステムに接続されています。[ 2 ]： 82ガンマカメラの構造は、コンパートメント放射線構造として知られています。
このシステムは、カメラ内の結晶に吸収されたガンマ光子のイベント、つまりカウントを蓄積します。通常、光が遮断されたハウジング内に、タリウムをドープしたヨウ化ナトリウムの大きな平らな結晶 NaI(Tl) が使用されます。ガンマ線を検出するためのこの組み合わせの非常に効率的な捕捉方法は、1944 年にカリフォルニア大学バークレー校でマンハッタン計画に取り組んでいたサー・サミュエル・カラン[ 3 ] [ 4 ]によって発見されました。ノーベル賞受賞物理学者ロバート・ホフスタッターも 1948 年にこの技術に取り組みました。[ 5 ]
結晶は入射ガンマ線に反応してシンチレーションを起こします。放射性医薬品を投与された患者からガンマ光子が放出されると、結晶中のヨウ素原子から電子が叩き出され、その電子が再び最小エネルギー状態に戻る際に微かな閃光が生じます。励起された電子の初期現象は、光電効果、特にガンマ線の場合のコンプトン効果に類似しています。閃光が生じた後、それが検出されます。結晶の後ろにある光電子増倍管（PMT）が蛍光閃光（イベント）を検出し、コンピュータがカウントを合計します。コンピュータは相対的な空間カウント密度の2次元画像を再構成し、モニターに表示します。この再構成された画像は、画像化された臓器や組織に存在する放射性トレーサー元素の分布と相対濃度を反映しています。[ 6 ]： 162
ハル・アンガーは1957年に最初のガンマカメラを開発しました。[ 7 ] [ 8 ]彼のオリジナルの設計は、アンガーカメラと呼ばれることが多く、今日でも広く使用されています。アンガーカメラは、真空管光電子増倍管（PMT）のセットを使用します。一般的に、各管の露出面の直径は約7.6cmで、吸収結晶の後ろに六角形に配置されています。光検出器を接続する電子回路は、六角形検出器アレイのメンバーによって検出された蛍光の相対的な同時性を反映するように配線されています。すべてのPMTは、実際の個々のイベントからの位置に応じて、（想定される）同じ光の閃光を同時にさまざまな程度で検出します。したがって、個々の蛍光の閃光の空間的位置は、相互接続回路アレイ内の電圧のパターンとして反映されます。
ガンマ線と結晶の相互作用位置は、光電子増倍管からの電圧信号を処理することで決定できます。簡単に言えば、各光電子増倍管の位置をその信号強度で重み付けし、重み付けされた位置から平均位置を計算することで位置を特定できます。[ 2 ]： 112パルス高さ分析器で測定される各光電子増倍管からの電圧の合計は、ガンマ線相互作用のエネルギーに比例するため、異なる同位体間、または散乱光子と直接光子間の識別が可能になります。[ 6 ]： 166
撮像対象（例えば、静脈注射された放射性物質（通常はタリウム201またはテクネチウム99m ）の医療用画像診断剤を吸収した人の心筋細胞）からのガンマ線放出に関する空間情報を取得するには、検出された光子をその発生点と相関させる方法が必要である。
従来の方法では、検出結晶/PMTアレイの上にコリメータを配置します。コリメータは、通常25～55ミリメートル（1～2.2インチ）の厚さの鉛の厚いシートで構成され、そのシートには数千個の隣接する穴が開いています。コリメータには、低エネルギー、中エネルギー、高エネルギーの3種類があります。コリメータが低エネルギーから高エネルギーに移行するにつれて、穴のサイズ、厚さ、および穴間の隔壁も増加しました。[ 9 ]隔壁の厚さが一定の場合、コリメータの解像度は、効率の増加と、光源からコリメータまでの距離の増加に伴って低下します。[ 10 ]パルスハイトアナライザは、半値全幅を決定し、最終画像に寄与する特定の光子を選択することで、コリメータの解像度を決定します。[ 11 ] [ 10 ]
個々の穴は、結晶によって検出可能な光子を円錐形に制限します。円錐の頂点は、各穴の中心線上にあり、コリメータ表面から外側に向かって伸びています。しかし、コリメータは画像内のぼやけの原因の一つでもあります。鉛は入射ガンマ光子を完全に減衰させるわけではないため、穴間でクロストークが発生する可能性があります。
可視光カメラで使用されるレンズとは異なり、コリメータは入射光子の大部分（99%以上）を減衰させるため、カメラシステムの感度を大幅に制限します。カメラシステムが十分なシンチレーションドットを検出して画像を形成するには、十分な露光量を得るために大量の放射線が必要となります。[ 2 ]： 128
画像位置特定のための他の方法（ピンホール、CZTを使用した回転スラットコリメータ）が提案され、テストされていますが、[ 12 ]いずれも広く日常的な臨床使用には至っていません。
現在最高のカメラシステム設計では、 コリメータからの距離、コリメータの種類、放射性核種に応じて、6～12 mm の位置にある 2 つの別々の点状ガンマ光子源を識別できます。空間分解能は、カメラ面からの距離が大きくなるにつれて急速に低下します。これにより、コンピュータ画像の空間精度が制限されます。検出されたものの正確な位置が特定されていない多数の点状のシンチレーションで構成されるぼやけた画像になります。これは、心筋イメージングシステムにとって大きな制約となります。左心室の最も厚い正常な心筋は約 1.2 cm であり、左心室の筋肉の大部分は約 0.8 cm で、常に動いており、その多くは コリメータ面から 5 cm 以上離れています。これを補償するために、より優れたイメージングシステムでは、シンチレーションのカウントを心臓収縮サイクルの一部に制限します。これをゲーティングと呼びますが、これによりシステムの感度がさらに制限されます。
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