JP2012189345A - 放射線撮像装置および核医学診断装置 - Google Patents
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Abstract
【課題】ＳＰＥＣＴ装置の空間分解能が向上する手段を提供する。
【解決手段】ピクセル型の検出器と、当該検出器の検出信号を読み出す放射線計測回路と、放射線の入射方向を制限するパラレルホールコリメータと、前記検出器の直上に存在する前記貫通穴から入射する放射線の量である第１放射線量と、前記検出器の直上に存在する前記貫通穴の隣の貫通穴から入射する放射線の量である第２放射線量とを求める手段と、を備え、前記パラレルホールコリメータは前記検出器の放射線入射側に配置され、前記パラレルホールコリメータと前記検出器との間にギャップを有し、前記ギャップの長さは前記第２放射線量の前記第１放射線量に対する比率が所定値の範囲を満たすように前記ギャップの長さは設定され、入射側から見て前記パラレルホールコリメータの貫通穴に１個または複数個の前記検出器が配列され、前記検出器ごとに放射線の入射位置情報を得る。
【選択図】図１
【解決手段】ピクセル型の検出器と、当該検出器の検出信号を読み出す放射線計測回路と、放射線の入射方向を制限するパラレルホールコリメータと、前記検出器の直上に存在する前記貫通穴から入射する放射線の量である第１放射線量と、前記検出器の直上に存在する前記貫通穴の隣の貫通穴から入射する放射線の量である第２放射線量とを求める手段と、を備え、前記パラレルホールコリメータは前記検出器の放射線入射側に配置され、前記パラレルホールコリメータと前記検出器との間にギャップを有し、前記ギャップの長さは前記第２放射線量の前記第１放射線量に対する比率が所定値の範囲を満たすように前記ギャップの長さは設定され、入射側から見て前記パラレルホールコリメータの貫通穴に１個または複数個の前記検出器が配列され、前記検出器ごとに放射線の入射位置情報を得る。
【選択図】図１
Description
本発明は、入射放射線分布を画像化する放射線撮像装置およびそれを用いた核医学診断装置に関するものである。
放射線計測装置を核医学分野に応用した装置として、ガンマカメラを用いた単一光子放射型コンピュータ断層撮影(ＳＰＥＣＴ：Single photon emission computed tomography、放射線撮像装置、以下において適宜、「ＳＰＥＣＴ」と表記する)がある。ＳＰＥＣＴは、放射性同位体を含む化合物の分布を測定し、断層面のイメージを提供するものである。これまでのＳＰＥＣＴ装置では、一枚の結晶からなるシンチレータ（Scintillator）と複数の光電子増倍管を組み合わせたものが主流である。これらのＳＰＥＣＴ装置は、放射線の位置を重心演算で求める。
しかしながら、この方法では、撮像された画像の分解能は１０ｍｍ程度が限界であり、臨床での診断能の向上のためには、より高い分解能を持つＳＰＥＣＴ装置がもとめられている。
しかしながら、この方法では、撮像された画像の分解能は１０ｍｍ程度が限界であり、臨床での診断能の向上のためには、より高い分解能を持つＳＰＥＣＴ装置がもとめられている。
近年、より高い分解能をもつものとして、ピクセル型検出器が開発されてきている。ピクセル型検出器には、シンチレータで構成されたものや、半導体で構成されたもの等がある。いずれも、小さな検出器単位、すなわちピクセル単位で位置信号を取得する。したがって、検出器の固有分解能は、ピクセルサイズで決定され、空間的に離散した計測を行う。ピクセルサイズが１〜２ｍｍのものも開発され、分解能は１０ｍｍ以下を達成し、大幅に改善されてきた。
また、断層面の再構成方法も開発、改良され、分解能向上に大きく貢献している。これまでは、フィルタ補正逆投影法(ＦＢＰ法：Filtered back-projection法)、分解能補正なしの逐次近似法(ＭＬＥＭ，ＯＳＥＭ等)が用いられていた。近年、分解能補正ありの逐次近似法が開発されている（例えば、非特許文献１参照）。この方法は、コリメータ（Collimator）や検出器の幾何学的形状、散乱線等の物理的要因を考慮して再構成できる。したがって、より正確な画像を提供することができる。
臨床においては、高空間分解能に加え、高感度であるＳＰＥＣＴ撮像装置が求められている。分解能や感度を決定する要因としては、放射線源との距離、コリメータの幾何形状、放射線のエネルギー、散乱、吸収等多くある。それらの要因のうち、コリメータのセプタ（Septa、隔壁）の高さと開口部のサイズが、分解能と感度の決定に大きく関与する。高分解能を得るためには、検出器に入射する放射線の飛来方向をコリメータで制限する必要がある。このためには、検出器が測定対象物を見込む視野を、コリメータによって狭めればよい。このようなコリメータとして例えば、ＬＥＨＲ（Low energy high resolution）コリメータが知られている。
しかし、この放射線の飛来方向をコリメータで制限することによって、検出器の感度が犠牲になる。高感度を得るために、コリメータの貫通穴のサイズを大きくしなければならないが、大きくすると分解能が悪化する。
このような貫通穴のサイズを大きくするコリメータとして、ＬＥＧＰ（Low energy general purpose）コリメータや、ＬＥＨＳ（Low energy high sensitivity）コリメータが知られている。しかしながら、このような従来機では、前記したトレードオフにより高分解能と高感度が両立しない。このため、これらを両立させる新しい技術の登場が望まれている。
このような貫通穴のサイズを大きくするコリメータとして、ＬＥＧＰ（Low energy general purpose）コリメータや、ＬＥＨＳ（Low energy high sensitivity）コリメータが知られている。しかしながら、このような従来機では、前記したトレードオフにより高分解能と高感度が両立しない。このため、これらを両立させる新しい技術の登場が望まれている。
そこで、感度と分解能を両立する装置として、一つの矩形貫通穴に複数の検出器が含まれる、新しいタイプのＳＰＥＣＴ装置が発明された。このＳＰＥＣＴ装置では、貫通穴のサイズが同じとき、貫通穴と検出器が一対一対応である従来機よりも、高い分解能が得られることが実証されている(例えば、特許文献１、非特許文献２参照)。
Panin VY, et al, "Fully 3-D PET reconstruction with system matrix derived from point source measurements," IEEE Trans Med Imaging. 2006 Jul;25(7):907-921
C. Robert et al. (2008) 2008 IEEE Nuclear Science Symposium Conference Record Vol6 pp.4246-4251
S. Agostinelli, et al., "Geant4-A simulation toolkit," Nucl. Instrum. Methods A, vol. 506, pp. 250-303, 2003.
前記したようにＳＰＥＣＴ装置や断層面の再構成方法等が開発、改良されてきたが、臨床においては、高空間分解能に加え、高感度であるＳＰＥＣＴ装置（放射線撮像装置）および核医学診断装置が求められている。
そのひとつの手段であるコリメータにおいては、高分解能と高感度が両立するさらなる改善が求められる。
そのひとつの手段であるコリメータにおいては、高分解能と高感度が両立するさらなる改善が求められる。
そこで、本発明はこのような問題点を解決するもので、その目的とするところは、ＳＰＥＣＴ装置の空間分解能が向上する手段を提供することである。
前記の課題を解決して、本発明を以下のように構成した。
すなわち、本発明の放射線撮像装置は、ピクセル型の検出器と、当該検出器の検出信号を読み出す放射線計測回路と、放射線の入射方向を制限するパラレルホールコリメータと、前記検出器の直上に存在する前記貫通穴から入射する放射線の量である第１放射線量と、前記検出器の直上に存在する前記貫通穴の隣の貫通穴から入射する放射線の量である第２放射線量とを求める手段と、を備え、前記パラレルホールコリメータは前記検出器の放射線入射側に配置され、前記パラレルホールコリメータと前記検出器との間にギャップを有し、前記ギャップの長さは前記第２放射線量の前記第１放射線量に対する比率が所定値の範囲を満たすように設定され、入射側から見て前記パラレルホールコリメータの貫通穴に１個または複数個の前記検出器が配列され、前記検出器ごとに放射線の入射位置情報を得ることを特徴とする。
また、本発明の核医学診断装置は、前記放射線撮像装置と、さらに、前記検出器からの検出信号を得て点応答関数を画像再構成に組み込むことで空間分解能を補正し画像情報を生成する断層像情報作成装置と、を備えることを特徴とする。
すなわち、本発明の放射線撮像装置は、ピクセル型の検出器と、当該検出器の検出信号を読み出す放射線計測回路と、放射線の入射方向を制限するパラレルホールコリメータと、前記検出器の直上に存在する前記貫通穴から入射する放射線の量である第１放射線量と、前記検出器の直上に存在する前記貫通穴の隣の貫通穴から入射する放射線の量である第２放射線量とを求める手段と、を備え、前記パラレルホールコリメータは前記検出器の放射線入射側に配置され、前記パラレルホールコリメータと前記検出器との間にギャップを有し、前記ギャップの長さは前記第２放射線量の前記第１放射線量に対する比率が所定値の範囲を満たすように設定され、入射側から見て前記パラレルホールコリメータの貫通穴に１個または複数個の前記検出器が配列され、前記検出器ごとに放射線の入射位置情報を得ることを特徴とする。
また、本発明の核医学診断装置は、前記放射線撮像装置と、さらに、前記検出器からの検出信号を得て点応答関数を画像再構成に組み込むことで空間分解能を補正し画像情報を生成する断層像情報作成装置と、を備えることを特徴とする。
本発明によれば、ＳＰＥＣＴ装置の空間分解能が向上する手段が提供できる。
以下、本発明を実施するための形態を、図面を用いて説明する。
（第１実施形態・放射線撮像装置・ＳＰＥＣＴ装置）
本発明の第１実施形態を図１から図１１を用いて説明する。
図１が、本発明の第１実施形態（放射線撮像装置）の大きな特徴であるコリメータ２６と検出器２１とその間に存在するギャップ３４の関係を示したものである。しかしながら、放射線撮像装置（ＳＰＥＣＴ装置、以下においては適宜、「ＳＰＥＣＴ装置」と表記する）としては、図１は部分的な構造であり、わかりやすさのために詳細な説明は後述することにして、まずＳＰＥＣＴ装置の全体の構成を先に説明する。また、画像再構成について、さらに、図１に示した構造の実施形態により断層画像における空間分解能が向上した例について説明する。
本発明の第１実施形態を図１から図１１を用いて説明する。
図１が、本発明の第１実施形態（放射線撮像装置）の大きな特徴であるコリメータ２６と検出器２１とその間に存在するギャップ３４の関係を示したものである。しかしながら、放射線撮像装置（ＳＰＥＣＴ装置、以下においては適宜、「ＳＰＥＣＴ装置」と表記する）としては、図１は部分的な構造であり、わかりやすさのために詳細な説明は後述することにして、まずＳＰＥＣＴ装置の全体の構成を先に説明する。また、画像再構成について、さらに、図１に示した構造の実施形態により断層画像における空間分解能が向上した例について説明する。
＜ＳＰＥＣＴ装置＞
まず、本発明の第１実施形態であるＳＰＥＣＴ装置の構成について簡単に説明する。
図２は、本実施形態のＳＰＥＣＴ装置のおおよその構成を示す概観図である。
図２に示すように、ＳＰＥＣＴ装置は、ガントリ（Gantry：溝台）１０、カメラ（撮像装置）１１Ａ、１１Ｂ、データ処理装置１２、表示装置１３等を備えて構成される。
被検者１５は、放射性薬剤、例えば、半減期が６時間の９９ｍＴｃを含んだ薬剤を投与される。ベッド１４に載せられた被検者１５の体内の９９ｍＴｃから放出されるガンマ線（γ線）をガントリ１０に支持されたカメラ１１Ａ、１１Ｂで検出して断層画像を撮像する。
まず、本発明の第１実施形態であるＳＰＥＣＴ装置の構成について簡単に説明する。
図２は、本実施形態のＳＰＥＣＴ装置のおおよその構成を示す概観図である。
図２に示すように、ＳＰＥＣＴ装置は、ガントリ（Gantry：溝台）１０、カメラ（撮像装置）１１Ａ、１１Ｂ、データ処理装置１２、表示装置１３等を備えて構成される。
被検者１５は、放射性薬剤、例えば、半減期が６時間の９９ｍＴｃを含んだ薬剤を投与される。ベッド１４に載せられた被検者１５の体内の９９ｍＴｃから放出されるガンマ線（γ線）をガントリ１０に支持されたカメラ１１Ａ、１１Ｂで検出して断層画像を撮像する。
カメラ１１Ａ、１１Ｂは、コリメータ（パラレルコリメータ）２６と検出器（ピクセル型検出器）２１を備えて構成される。
コリメータ２６は被検者１５の体内から放出されるガンマ線を選別し、一定方向のガンマ線のみを通過させる役割を有する。コリメータ２６を通過したガンマ線を検出器２１で検出する。
カメラ１１Ａ、１１Ｂは、ガンマ線の検出信号を計測するための特定用途向け集積回路(ＡＳＩＣ：Application Specific Integrated Circuit)２５を備える。
コリメータ２６は被検者１５の体内から放出されるガンマ線を選別し、一定方向のガンマ線のみを通過させる役割を有する。コリメータ２６を通過したガンマ線を検出器２１で検出する。
カメラ１１Ａ、１１Ｂは、ガンマ線の検出信号を計測するための特定用途向け集積回路(ＡＳＩＣ：Application Specific Integrated Circuit)２５を備える。
ガンマ線の検出信号は、検出器基板２３、ＡＳＩＣ基板２４を介して、ＡＳＩＣ２５にガンマ線を検出した検出器２１のＩＤ（Identification、個体識別）と、検出したガンマ線の波高値や検出時刻が入力される。
なお、検出器基板２３とＡＳＩＣ基板２４とＡＳＩＣ２５とを備えて放射線計測回路が構成されている。
鉄、鉛等でできた遮光・γ線・電磁シールド２９は、検出器２１、検出器基板２３、ＡＳＩＣ基板２４、ＡＳＩＣ２５、コリメータ２６を囲んでおり、光、ガンマ線，電磁波を遮断する。
なお、検出器基板２３とＡＳＩＣ基板２４とＡＳＩＣ２５とを備えて放射線計測回路が構成されている。
鉄、鉛等でできた遮光・γ線・電磁シールド２９は、検出器２１、検出器基板２３、ＡＳＩＣ基板２４、ＡＳＩＣ２５、コリメータ２６を囲んでおり、光、ガンマ線，電磁波を遮断する。
データ処理装置１２は、断層像情報作成装置を備えている場合もあるし、また備えていない場合もある。
以下では、データ処理装置１２は、記憶装置及び断層像情報作成装置（図示せず）を具備しているものとして説明する。
データ処理装置１２は、計測したガンマ線の波高値、検出時刻のデータ及び検出器（検出器の存在するチャンネル）ＩＤを含むパケットデータを取り込み、平面像を生成、もしくはサイノグラムデータに変換して断層像情報を生成し、表示装置１３に表示する。
カメラ１１Ａ、１１Ｂは、ガントリ１０の半径方向及び周方向に可動する。断層像撮像時には、カメラ１１Ａ、１１Ｂは、ガントリ取り付け部を軸として、被検者１５の周りを回転し、被検者１５の体内の腫瘍等に集積した放射性薬剤から発生するガンマ線を検出する。
以下では、データ処理装置１２は、記憶装置及び断層像情報作成装置（図示せず）を具備しているものとして説明する。
データ処理装置１２は、計測したガンマ線の波高値、検出時刻のデータ及び検出器（検出器の存在するチャンネル）ＩＤを含むパケットデータを取り込み、平面像を生成、もしくはサイノグラムデータに変換して断層像情報を生成し、表示装置１３に表示する。
カメラ１１Ａ、１１Ｂは、ガントリ１０の半径方向及び周方向に可動する。断層像撮像時には、カメラ１１Ａ、１１Ｂは、ガントリ取り付け部を軸として、被検者１５の周りを回転し、被検者１５の体内の腫瘍等に集積した放射性薬剤から発生するガンマ線を検出する。
図２における検出器２１（２１Ａ、図４）は、図４、図５、図６、図７、図８に示すようにピクセルごとに区切られており、この検出器２１が多数配置された検出器群２１Ｇ（図４）を構成している。したがって、１枚の大きな結晶からなるシンチレータと異なり、検出信号は、各検出器２１単位、つまりピクセル単位で収集される。なお、検出器群２１Ｇ（図４）は、ピクセルに区切られているが、図５の検出器群２１ＢＧように、複数の電極２２を配置し、電気的にピクセルに区切ったものであってもよい。
なお、検出装置としての検出器は、ピクセル単位の検出器の集合であるので、検出器群を単に「検出器」と表記することもある。
なお、検出器と検出器群の構成例の詳細については後記する。
なお、検出装置としての検出器は、ピクセル単位の検出器の集合であるので、検出器群を単に「検出器」と表記することもある。
なお、検出器と検出器群の構成例の詳細については後記する。
図２におけるコリメータ２６の貫通穴２７、セプタ２８の詳しい構造を図３に示す。
図３は、本実施形態および一般的なＳＰＥＣＴ装置におけるピクセル型の検出器およびコリメータの配置例を示した構成図である。
図３において、コリメータ２６は鉛製であり、貫通穴２７を有する。貫通穴２７は、セプタ２８によって仕切られて、碁盤目状に配置されている。一般的には、貫通穴２７と検出器２１が一対一で対応しているが、本発明の実施形態では、一つの貫通穴２７に複数個（Ｎ個、Ｎは正の整数）の検出器２１が備えられている。
なお、一つの貫通穴２７に一つの検出器２１が含まれるコリメータ２６を１−ＰＭＣ（1-Pixel Matched Collimator）と適宜呼ぶ。
また、本実施形態では、図９に示すように、コリメータ２６の貫通穴２７に、４つの検出器２１が含まれる場合について示す。本発明では、このようなコリメータを４−ＰＭＣ（4-Pixel Matched Collimator）と適宜呼ぶ。
図３は、本実施形態および一般的なＳＰＥＣＴ装置におけるピクセル型の検出器およびコリメータの配置例を示した構成図である。
図３において、コリメータ２６は鉛製であり、貫通穴２７を有する。貫通穴２７は、セプタ２８によって仕切られて、碁盤目状に配置されている。一般的には、貫通穴２７と検出器２１が一対一で対応しているが、本発明の実施形態では、一つの貫通穴２７に複数個（Ｎ個、Ｎは正の整数）の検出器２１が備えられている。
なお、一つの貫通穴２７に一つの検出器２１が含まれるコリメータ２６を１−ＰＭＣ（1-Pixel Matched Collimator）と適宜呼ぶ。
また、本実施形態では、図９に示すように、コリメータ２６の貫通穴２７に、４つの検出器２１が含まれる場合について示す。本発明では、このようなコリメータを４−ＰＭＣ（4-Pixel Matched Collimator）と適宜呼ぶ。
また、座標系（Ｘ、Ｙ、Ｚ方向）を図３に示すように定義する。つまり、ＸＹ平面内に検出器が配置されている。また、垂直方向がＺ方向である。
このとき、図２においては、検出器の回転軸に平行な軸である体軸方向をＹ、もう一方の軸である接線方向をＸとする。
このとき、図２においては、検出器の回転軸に平行な軸である体軸方向をＹ、もう一方の軸である接線方向をＸとする。
≪検出器の構成≫
検出器２１（図３）と検出器群２１Ｇの構成は様々である。次に、それらの構成例を
示す。
図４は、本実施形態における検出器と検出器群の第１の構成例を示す図である。
図４は、前記したように、検出器２１Ａが複数個、碁盤目状に配置され、全体として、検出器群２１Ｇを構成している。個々の検出器２１Ａがピクセル単位となり、各ピクセルでガンマ線の強度、頻度を計測し、位置情報とともに、集約することで、検出器群２１Ｇが検出装置としての機能を果たしている。
検出器２１（図３）と検出器群２１Ｇの構成は様々である。次に、それらの構成例を
示す。
図４は、本実施形態における検出器と検出器群の第１の構成例を示す図である。
図４は、前記したように、検出器２１Ａが複数個、碁盤目状に配置され、全体として、検出器群２１Ｇを構成している。個々の検出器２１Ａがピクセル単位となり、各ピクセルでガンマ線の強度、頻度を計測し、位置情報とともに、集約することで、検出器群２１Ｇが検出装置としての機能を果たしている。
図５は、本実施形態における検出器と検出器群の第２の構成例を示す図である。なお、検出器と検出器群を下から見上げているときに相当する図である。
図５において、検出器群２１ＢＧの裏面には、複数の電極２２がそれぞれ互いに絶縁されて、碁盤目状に配置されている。検出器群２１ＢＧの表面は一体化され、共通であるが、裏面の碁盤目状に配置された複数の電極２２が独立しているので、ピクセルとして作用し、各ピクセル単位でガンマ線の強度、頻度を計測する。そして各位置情報とともに、集約することで、検出器群２１ＢＧが検出装置としての機能を果たしている。
図５において、検出器群２１ＢＧの裏面には、複数の電極２２がそれぞれ互いに絶縁されて、碁盤目状に配置されている。検出器群２１ＢＧの表面は一体化され、共通であるが、裏面の碁盤目状に配置された複数の電極２２が独立しているので、ピクセルとして作用し、各ピクセル単位でガンマ線の強度、頻度を計測する。そして各位置情報とともに、集約することで、検出器群２１ＢＧが検出装置としての機能を果たしている。
図６は、本実施形態における検出器と検出器群の第３の構成例を示す図である。
図６（ｂ）に示すように、検出器群２１ＣＧの表面は一体化され、共通であるが、図６（ａ）に示すように、裏面は複数の検出器２１Ｃが分離され、碁盤目状に配置されている。したがって、複数の検出器２１Ｃは、それぞれピクセルとして作用し、各ピクセル単位でガンマ線の強度、頻度を計測する。そして各位置情報とともに、集約することで、検出器群２１ＣＧが検出装置としての機能を果たしている。
図６（ｂ）に示すように、検出器群２１ＣＧの表面は一体化され、共通であるが、図６（ａ）に示すように、裏面は複数の検出器２１Ｃが分離され、碁盤目状に配置されている。したがって、複数の検出器２１Ｃは、それぞれピクセルとして作用し、各ピクセル単位でガンマ線の強度、頻度を計測する。そして各位置情報とともに、集約することで、検出器群２１ＣＧが検出装置としての機能を果たしている。
図７は、本実施形態における検出器と検出器群の第４の構成例を示す図である。
図７において、検出器群２１ＤＧの表面には、複数本の電気配線が電極２２Ａとして、それぞれ絶縁されて、行状に配置されている。また、検出器群２１ＤＧの裏面には、複数本の電気配線が電極２２Ｂとしてそれぞれ絶縁されて列状に配置されている。
行状に配置された複数本の電気配線が電極２２Ａと、列状に配置された複数本の電気配線が電極２２Ｂが、それぞれ重なる領域において、ガンマ線が電圧として計測されるので、それぞれの重なる領域は、それぞれピクセルとして作用する。したがって、各ピクセル単位でガンマ線の強度、頻度の計測が可能となり、各位置情報とともに、集約することで、検出器群２１ＤＧが検出装置としての機能を果たしている。
図７において、検出器群２１ＤＧの表面には、複数本の電気配線が電極２２Ａとして、それぞれ絶縁されて、行状に配置されている。また、検出器群２１ＤＧの裏面には、複数本の電気配線が電極２２Ｂとしてそれぞれ絶縁されて列状に配置されている。
行状に配置された複数本の電気配線が電極２２Ａと、列状に配置された複数本の電気配線が電極２２Ｂが、それぞれ重なる領域において、ガンマ線が電圧として計測されるので、それぞれの重なる領域は、それぞれピクセルとして作用する。したがって、各ピクセル単位でガンマ線の強度、頻度の計測が可能となり、各位置情報とともに、集約することで、検出器群２１ＤＧが検出装置としての機能を果たしている。
図８は、本実施形態における検出器と検出器群の第５の構成例を示す図である。
図８において、検出器２１ＥはシンチレータとフォトダイオードＰＤから構成されている。ここでシンチレータはガンマ線を受けて蛍光を発し、その蛍光をフォトダイオードＰＤが電気に変換する。
検出器２１Ｅが複数個、碁盤目状に配置され、全体として、検出器群２１ＥＧを構成している。個々の検出器２１Ｅがピクセル単位となり、各ピクセルでガンマ線の強度、頻度を計測し、位置情報とともに、集約することで、検出器群２１ＥＧが検出装置としての機能を果たしている。
図８において、検出器２１ＥはシンチレータとフォトダイオードＰＤから構成されている。ここでシンチレータはガンマ線を受けて蛍光を発し、その蛍光をフォトダイオードＰＤが電気に変換する。
検出器２１Ｅが複数個、碁盤目状に配置され、全体として、検出器群２１ＥＧを構成している。個々の検出器２１Ｅがピクセル単位となり、各ピクセルでガンマ線の強度、頻度を計測し、位置情報とともに、集約することで、検出器群２１ＥＧが検出装置としての機能を果たしている。
≪コリメータと検出器の配置について≫
図９は、本実施形態における４−ＰＭＣのコリメータ２６（図１、図３）のひとつの貫通穴２７（図３）に配置された検出器２１を示す図である。なお、図９において、横方向はＸ方向であり、縦方向はＹ方向であって、コリメータ２６（図１、図３）の上面から見た平面図である。
図９に示す例では、コリメータ２６（図１、図３）のセプタ２８が形成する１つの貫通穴２７（図３）に４個の検出器２１が備えられている。この４個の検出器２１は同一の性能、形状であり、同一のピクセルとして作用する。
図９は、本実施形態における４−ＰＭＣのコリメータ２６（図１、図３）のひとつの貫通穴２７（図３）に配置された検出器２１を示す図である。なお、図９において、横方向はＸ方向であり、縦方向はＹ方向であって、コリメータ２６（図１、図３）の上面から見た平面図である。
図９に示す例では、コリメータ２６（図１、図３）のセプタ２８が形成する１つの貫通穴２７（図３）に４個の検出器２１が備えられている。この４個の検出器２１は同一の性能、形状であり、同一のピクセルとして作用する。
図１は、本実施形態の放射線撮像装置におけるコリメータ２６と検出器２１と、その間のギャップ３４を示した構成図である。以上の関係について説明する。
放射線（ガンマ線、γ線）の飛来方向を制限するコリメータ２６を通過したガンマ線３３は、ギャップ３４を通過し、複数の検出器２１に到達する。検出器２１は、受けたガンマ線３３を電気信号に変換し、それぞれの検出器２１の位置情報（ピクセルとしての位置情報）とともに出力する。
なお、ガンマ線３３は発生源の放射能物質によって波長は異なり、その差は出力電圧（エネルギー）の高低として観測される。また、ガンマ線の強度は計測の頻度（カウント数）として観察される。
放射線（ガンマ線、γ線）の飛来方向を制限するコリメータ２６を通過したガンマ線３３は、ギャップ３４を通過し、複数の検出器２１に到達する。検出器２１は、受けたガンマ線３３を電気信号に変換し、それぞれの検出器２１の位置情報（ピクセルとしての位置情報）とともに出力する。
なお、ガンマ線３３は発生源の放射能物質によって波長は異なり、その差は出力電圧（エネルギー）の高低として観測される。また、ガンマ線の強度は計測の頻度（カウント数）として観察される。
また、図１において、コリメータ２６と検出器２１との間にはギャップ３４があり、ひとつの検出器２１に、コリメータ２６の別々の貫通穴２７（図３）を通過した複数の経路のガンマ線３３が入射することもあることを示している。
また、図１において、コリメータ２６のひとつの貫通穴２７（図３）に対して、複数個の検出器２１が配置されている。
また、図１において、検出器２１を並べて示している方向がＸ方向であり、検出器２１からコリメータ２６が配置されていることを示した方向がＺ方向である。
また、図１において、コリメータ２６のひとつの貫通穴２７（図３）に対して、複数個の検出器２１が配置されている。
また、図１において、検出器２１を並べて示している方向がＸ方向であり、検出器２１からコリメータ２６が配置されていることを示した方向がＺ方向である。
＜画像再構成について＞
次に、データ処理装置１２（図２）で実行される画像再構成について説明する。検出器群２１Ｇ（図３、図４）が測定対象に対してある角度をなしているとき、検出器ｉのガンマ線のカウント数ｙiは、検出再構成画素ｊのカウント数をλjとして、
ｙi＝Σａijλj ・・・ 式（１）
となる。ここで、ａijは検出器ｉに検出される確率を表す。
上記の式（１）から、逐次近似再構成法（ＭＬＥＭ、ＯＳＥＭ、ＭＡＰＳ等)を用いて画像を再構成する。検出器の点応答関数を逐次近似画像再構成に組み込むことにより、空間分解能を補正することが可能である。
点応答関数とは、点線源から発生した放射線を検出器２１が検出する確率であり、式（１）の検出確率ａijに等しい。この点応答関数を用いることで、ＭＬＥＭ、ＯＳＥＭ、ＭＡＰＳ等の逐次近似再構成法からより正確な画像を再構成することができる。
次に、データ処理装置１２（図２）で実行される画像再構成について説明する。検出器群２１Ｇ（図３、図４）が測定対象に対してある角度をなしているとき、検出器ｉのガンマ線のカウント数ｙiは、検出再構成画素ｊのカウント数をλjとして、
ｙi＝Σａijλj ・・・ 式（１）
となる。ここで、ａijは検出器ｉに検出される確率を表す。
上記の式（１）から、逐次近似再構成法（ＭＬＥＭ、ＯＳＥＭ、ＭＡＰＳ等)を用いて画像を再構成する。検出器の点応答関数を逐次近似画像再構成に組み込むことにより、空間分解能を補正することが可能である。
点応答関数とは、点線源から発生した放射線を検出器２１が検出する確率であり、式（１）の検出確率ａijに等しい。この点応答関数を用いることで、ＭＬＥＭ、ＯＳＥＭ、ＭＡＰＳ等の逐次近似再構成法からより正確な画像を再構成することができる。
図１に示すように、本発明ではコリメータ２６と検出器２１との間にギャップ３４が存在する。このような構成により、ギャップが大きすぎない場合、見かけ上、コリメータ２６の穴（貫通穴）長が長くなり、空間分解能を向上させることができる。以下では、本実施形態の作用について説明する。
≪点応答関数の求め方≫
はじめに、点応答関数の求め方について説明する。点応答関数は、レイ・トレース（ray trace、伝搬経路の追跡）によるシミュレーションによって計算することが可能である。このシミュレーションでは、点線源からガンマ線としてレイ（ｒａｙ）を飛ばし，そのレイが物質を横切る長さを計算して検出器応答を計算する。
図１０は、レイ・トレースのシミュレーションを示す図である。
例えば、図１０に示すように、ガンマ線であるレイがコリメータ２６と検出器２１を横切るとした場合の長さを、それぞれＬ１、Ｌ２とすると、検出されるカウントは、
ｅｘｐ（−μ１Ｌ１）×{１−ｅｘｐ（−μ２Ｌ２）} ・・・ 式（２）
に比例するものとして表すことができる。ここで、μ１、μ２の値は、それぞれ、放射性薬剤から発生するガンマ線に対するコリメータ２６、および検出器２１の減弱係数の値である。
はじめに、点応答関数の求め方について説明する。点応答関数は、レイ・トレース（ray trace、伝搬経路の追跡）によるシミュレーションによって計算することが可能である。このシミュレーションでは、点線源からガンマ線としてレイ（ｒａｙ）を飛ばし，そのレイが物質を横切る長さを計算して検出器応答を計算する。
図１０は、レイ・トレースのシミュレーションを示す図である。
例えば、図１０に示すように、ガンマ線であるレイがコリメータ２６と検出器２１を横切るとした場合の長さを、それぞれＬ１、Ｌ２とすると、検出されるカウントは、
ｅｘｐ（−μ１Ｌ１）×{１−ｅｘｐ（−μ２Ｌ２）} ・・・ 式（２）
に比例するものとして表すことができる。ここで、μ１、μ２の値は、それぞれ、放射性薬剤から発生するガンマ線に対するコリメータ２６、および検出器２１の減弱係数の値である。
したがって、本実施形態によるＳＰＥＣＴ装置においては、シミュレーションにより図１に示したコリメータ２６の形状に対する点応答関数を求め、この点応答関数を逐次近似再構成に組み込むことで空間分解能を補正し、断層像における空間分解能が向上した画像を作成することが可能となる。
図１１は、本実施形態で用いる４−ＰＭＣと検出器２１の配置を示す断面図である。
図１１で、検出器２１のピッチ、Ｘ方向長さ、Ｚ方向長さをそれぞれ、ｐ、ｄ、ｋで表し、セプタ２８のＸ方向長さとＺ方向長さを、それぞれ、ｓ、ｈで表し、セプタ２８と検出器２１の間のギャップ３４（図１）をｇで表す。４−ＰＭＣでは、セプタ２８のピッチは、検出器２１のピッチｐの２倍に等しい。
なお、これらのｐ、ｄ、ｋ、ｓ、ｈ、ｇの各値は、次のシミュレーションのパラメータとなる。
図１１で、検出器２１のピッチ、Ｘ方向長さ、Ｚ方向長さをそれぞれ、ｐ、ｄ、ｋで表し、セプタ２８のＸ方向長さとＺ方向長さを、それぞれ、ｓ、ｈで表し、セプタ２８と検出器２１の間のギャップ３４（図１）をｇで表す。４−ＰＭＣでは、セプタ２８のピッチは、検出器２１のピッチｐの２倍に等しい。
なお、これらのｐ、ｄ、ｋ、ｓ、ｈ、ｇの各値は、次のシミュレーションのパラメータとなる。
≪シミュレーションと実験で求めた点応答関数≫
図１２は、レイ・トレースによるシミュレーション（Simulation-1）、モンテカルロ・シミュレーション（Simulation-2）、および棒状線源によって実験（Measurement）で求めた９９ｍＴｃの点応答関数を示す図である。
図１２において、横軸は検出器２１（図１０）の中心位置を基準（０）として、線源３２（図１０）のＸ軸方向の検出器２１との位置関係を示すものである。図１２では距離であるＤｉｓｔａｎｃｅと表記している。また単位はｍｍである。
また、縦軸は、検出器２１に検出される検出確率であり、無次元である。
図１２は、レイ・トレースによるシミュレーション（Simulation-1）、モンテカルロ・シミュレーション（Simulation-2）、および棒状線源によって実験（Measurement）で求めた９９ｍＴｃの点応答関数を示す図である。
図１２において、横軸は検出器２１（図１０）の中心位置を基準（０）として、線源３２（図１０）のＸ軸方向の検出器２１との位置関係を示すものである。図１２では距離であるＤｉｓｔａｎｃｅと表記している。また単位はｍｍである。
また、縦軸は、検出器２１に検出される検出確率であり、無次元である。
モンテカルロ・シミュレーションにはＧＥＡＮＴ４を用いた（非特許文献３）。
また、検出器２１（図１０、図１１）のパラメータは、ｐ＝１．４ｍｍ、ｄ＝１．２ｍｍ、ｋ＝５ｍｍである。また、コリメータ２６のパラメータは、ｓ＝０．４ｍｍ、ｈ＝２６ｍｍである。また、ギャップはｇ＝８ｍｍとした。
コリメータ２６の表面から線源３２までの距離は１００ｍｍとした。コリメータ２６と検出器２１の材質は、それぞれ鉛、ＣｄＴｅ（カドミウムテルル）を用いた。
また、検出器２１（図１０、図１１）のパラメータは、ｐ＝１．４ｍｍ、ｄ＝１．２ｍｍ、ｋ＝５ｍｍである。また、コリメータ２６のパラメータは、ｓ＝０．４ｍｍ、ｈ＝２６ｍｍである。また、ギャップはｇ＝８ｍｍとした。
コリメータ２６の表面から線源３２までの距離は１００ｍｍとした。コリメータ２６と検出器２１の材質は、それぞれ鉛、ＣｄＴｅ（カドミウムテルル）を用いた。
図１２に示すように、レイ・トレースシミュレーション（◆）の結果は、モンテカルロ・シミュレーション（■）と実験（▲）による結果とよく一致していることが分かる。
なお、図１２において、特性線に山と谷があるのは、線源３２がＸ方向に移動したときに、一様に変化するのではなく、コリメータ２６（図１０）の複数の貫通穴２７（図３）の存在で、貫通しやすさが変動するためである。
なお、図１２において、特性線に山と谷があるのは、線源３２がＸ方向に移動したときに、一様に変化するのではなく、コリメータ２６（図１０）の複数の貫通穴２７（図３）の存在で、貫通しやすさが変動するためである。
≪ガンマ線の入射量Ｃ≫
次に、図１３を参照して、一つの検出器２１に入射するガンマ線の入射量Ｃについて説明する。
図１３（ａ）は、図１３（ｂ）における検出器２１とガンマ線３３の関係において、検出器２１とガンマ線３３のＸ軸方向の距離（位置関係）とガンマ線の入射量Ｃとの関係を示した模式図である。
また、図１３（ｂ）は、検出器２１とコリメータ２６とガンマ線３３の関係を示した模式図である。
図１３に示すようなガンマ線の入射量Ｃの分布は、点応答関数と逐次近似画像再構成で実行する逆投影演算を用いることで計算することが可能である。
次に、図１３を参照して、一つの検出器２１に入射するガンマ線の入射量Ｃについて説明する。
図１３（ａ）は、図１３（ｂ）における検出器２１とガンマ線３３の関係において、検出器２１とガンマ線３３のＸ軸方向の距離（位置関係）とガンマ線の入射量Ｃとの関係を示した模式図である。
また、図１３（ｂ）は、検出器２１とコリメータ２６とガンマ線３３の関係を示した模式図である。
図１３に示すようなガンマ線の入射量Ｃの分布は、点応答関数と逐次近似画像再構成で実行する逆投影演算を用いることで計算することが可能である。
入射量Ｃの分布の広がりは空間分解能を決定する。
図１４は、１−ＰＭＣと４−ＰＭＣにおける、ギャプを変化させたときのガンマ線３３（図１３）の入射量Ｃの分布を示す図である。図１４（ａ）、（ｂ）において、横軸は検出器２１の中心位置を基準（０）として、線源３２（図１０）のＸ軸方向の検出器２１との位置関係を示すものである。図１４（ａ）、（ｂ）では距離であるＤｉｓｔａｎｃｅと表記している。また単位はｍｍである。
また、図１４（ａ）、（ｂ）の縦軸は、検出器に検出される検出確率であり、無次元である。したがって、図１４（ａ）、（ｂ）において、図示された各点における数値をそれぞれ積分（合計）すれば１になる。
図１４は、１−ＰＭＣと４−ＰＭＣにおける、ギャプを変化させたときのガンマ線３３（図１３）の入射量Ｃの分布を示す図である。図１４（ａ）、（ｂ）において、横軸は検出器２１の中心位置を基準（０）として、線源３２（図１０）のＸ軸方向の検出器２１との位置関係を示すものである。図１４（ａ）、（ｂ）では距離であるＤｉｓｔａｎｃｅと表記している。また単位はｍｍである。
また、図１４（ａ）、（ｂ）の縦軸は、検出器に検出される検出確率であり、無次元である。したがって、図１４（ａ）、（ｂ）において、図示された各点における数値をそれぞれ積分（合計）すれば１になる。
図１４（ａ）に１−ＰＭＣにおけるガンマ線の入射量Ｃの分布を示す。また、図１４（ｂ）に４−ＰＭＣにおけるガンマ線の入射量Ｃの分布を示す。
入射量Ｃの分布を求める際に用いた点応答関数は、レイ・トレースシミュレーションで計算した。
１−ＰＭＣのパラメータは、Ｓ＝０．２８、ｈ＝１１．７６ｍｍとし、セプタ２８のピッチは検出器２１のピッチｐ＝１．４ｍｍに等しい。
４−ＰＭＣのパラメータは、ｓ＝０．４ｍｍ、ｈ＝２６ｍｍとした。また、ギャップは、ｇ＝０、４、８、１２、１６ｍｍを用いた。ここで示した１−ＰＭＣと４−ＰＭＣの感度は同等である。
入射量Ｃの分布を求める際に用いた点応答関数は、レイ・トレースシミュレーションで計算した。
１−ＰＭＣのパラメータは、Ｓ＝０．２８、ｈ＝１１．７６ｍｍとし、セプタ２８のピッチは検出器２１のピッチｐ＝１．４ｍｍに等しい。
４−ＰＭＣのパラメータは、ｓ＝０．４ｍｍ、ｈ＝２６ｍｍとした。また、ギャップは、ｇ＝０、４、８、１２、１６ｍｍを用いた。ここで示した１−ＰＭＣと４−ＰＭＣの感度は同等である。
図１４（ａ）に示すように、１−ＰＭＣの入射量Ｃの分布は、ｇ＝０ｍｍ（◆）のとき三角形のような分布をもっており、ギャップ３４が増加するにつれて半値幅は減少するが、一方でテイル部分が持ち上がっていく。半値幅の減少は、ギャップ３４が存在することにより見かけ上、コリメータ２６の穴長が長くなる効果に起因している。
なお、検出器２１の直上にある貫通穴２７から入射する放射線（ガンマ線）量を第１放射線量とし、検出器２１の直上にある貫通穴２７の隣の貫通穴２７から入射する放射線（ガンマ線）量を第２放射線量とする（図１）。
図１４（ａ）において、テイルの持ち上がりは、検出器２１の直上にある貫通穴２７の隣の貫通穴２７から入射するガンマ線である第２放射線量に起因している。
なお、検出器２１の直上にある貫通穴２７から入射する放射線（ガンマ線）量を第１放射線量とし、検出器２１の直上にある貫通穴２７の隣の貫通穴２７から入射する放射線（ガンマ線）量を第２放射線量とする（図１）。
図１４（ａ）において、テイルの持ち上がりは、検出器２１の直上にある貫通穴２７の隣の貫通穴２７から入射するガンマ線である第２放射線量に起因している。
図１４（ｂ）に示すように、４−ＰＭＣの入射量Ｃの分布は、ｇ＝０ｍｍ（◆）のとき台形のような分布をもっており、ギャップ３４が増加するにつれて台形状のメインピークの半値幅は減少するが、三角形状のサブピークが出現する。１−ＰＭＣと同様に、メインピークの半値幅の減少は、ギャップ３４が存在することにより、見かけ上、コリメータ２６の穴長が長くなる効果に起因している。
図１４（ｂ）において、サブピークの出現は、検出器２１の直上にある貫通穴２７の隣の貫通穴２７から入射するガンマ線であるに第２放射線量に起因している。
なお、メインピークは検出器２１の直上にある貫通穴２７から入射するガンマ線である第１放射線量に起因している。
図１４（ｂ）において、サブピークの出現は、検出器２１の直上にある貫通穴２７の隣の貫通穴２７から入射するガンマ線であるに第２放射線量に起因している。
なお、メインピークは検出器２１の直上にある貫通穴２７から入射するガンマ線である第１放射線量に起因している。
≪フーリエ変換して求めたＭＴＦ≫
図１５は、ガンマ線の入射量Ｃの分布をフーリエ変換して求めた、ＭＴＦ（Modulation Transfer Function）を示す特性図である。
図１５（ａ）は１−ＰＭＣのＭＴＦを示した特性図であり、図１５（ｂ）は４−ＰＭＣのＭＴＦを示した特性図である。
なお、入射量Ｃの分布は、図１４（ａ）、（ｂ）に示した１−ＰＭＣと４−ＰＭＣの入射量Ｃの分布を用いている。
なお、図１５（ａ）、（ｂ）において、横軸はフーリエ変換における単位長（ｃｍ）に換算した周波数であり、Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ（ｃｙｃｌｅ／ｃｍ）と表記している。
また、図１５（ａ）、（ｂ）において、縦軸は換算されたＭＴＦの値であり、無次元である。なお、Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ（ｃｙｃｌｅ／ｃｍ）が０のときにＭＴＦの値は最高値をとるが、このときのＭＴＦの値を基準として１に設定し、正規化して図示している。
図１５は、ガンマ線の入射量Ｃの分布をフーリエ変換して求めた、ＭＴＦ（Modulation Transfer Function）を示す特性図である。
図１５（ａ）は１−ＰＭＣのＭＴＦを示した特性図であり、図１５（ｂ）は４−ＰＭＣのＭＴＦを示した特性図である。
なお、入射量Ｃの分布は、図１４（ａ）、（ｂ）に示した１−ＰＭＣと４−ＰＭＣの入射量Ｃの分布を用いている。
なお、図１５（ａ）、（ｂ）において、横軸はフーリエ変換における単位長（ｃｍ）に換算した周波数であり、Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ（ｃｙｃｌｅ／ｃｍ）と表記している。
また、図１５（ａ）、（ｂ）において、縦軸は換算されたＭＴＦの値であり、無次元である。なお、Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ（ｃｙｃｌｅ／ｃｍ）が０のときにＭＴＦの値は最高値をとるが、このときのＭＴＦの値を基準として１に設定し、正規化して図示している。
図１５（ａ）、（ｂ）においては、ＭＴＦの値が高いほど空間分解能が高いことを意味しており、１−ＰＭＣでは、ギャップ３４が増加するにつれて高周波成分が増加するが、一方で低周波成分が減少する。同様に、４−ＰＭＣでもギャップ３４が増加するにつれて高周波成分が増加し、低周波成分が減少する。
こで、４−ＰＭＣのＭＴＦのカーブの特徴的として、周波数０から周波数が増加するに従って、徐々にＭＴＦの値は減少していくが、ギャップ３４が大きくなると周波数が０．３３(cycle/cm)付近で一度ＭＴＦの値が落ち込むことが挙げられる。
こで、４−ＰＭＣのＭＴＦのカーブの特徴的として、周波数０から周波数が増加するに従って、徐々にＭＴＦの値は減少していくが、ギャップ３４が大きくなると周波数が０．３３(cycle/cm)付近で一度ＭＴＦの値が落ち込むことが挙げられる。
例えば、ギャップ３４の値が８ｍｍ（▲）の場合、ＭＴＦのカーブは０．３３(cycle/cm)付近で平坦となるが、ギャップ３４の値が１６ｍｍ（＊）では、一度、ＭＴＦの値が大きく落ち込むことが分かる。ここで、ギャップ３４の値が８ｍｍ（▲）の場合のように、ＭＴＦのカーブが落ち込まずに平坦になるときのギャップ３４の値をｇfと定義する。
また、１−ＰＭＣと４−ＰＭＣとを比較すると４−ＰＭＣの方がＭＴＦの値が高いことが分かる。したがって、同感度の条件下では４−ＰＭＣの方が１−ＰＭＣよりも空間分解能が高い。
また、１−ＰＭＣと４−ＰＭＣとを比較すると４−ＰＭＣの方がＭＴＦの値が高いことが分かる。したがって、同感度の条件下では４−ＰＭＣの方が１−ＰＭＣよりも空間分解能が高い。
≪数値ファントム≫
図１６は、分解能測定ファントムの一種である数値ファントムを示した図である。
図１６において、数値ファントムの直径は２００ｍｍであり、内部に値が０のコールドスポットが、複数のそれぞれ一辺が７、１０、１２、１５ｍｍの正方形として配置されている。なお、コールドスッポトではないバックグランドの領域からガンマ線が放射され、コールドスポットからはガンマ線が放射されない。
図１６は、分解能測定ファントムの一種である数値ファントムを示した図である。
図１６において、数値ファントムの直径は２００ｍｍであり、内部に値が０のコールドスポットが、複数のそれぞれ一辺が７、１０、１２、１５ｍｍの正方形として配置されている。なお、コールドスッポトではないバックグランドの領域からガンマ線が放射され、コールドスポットからはガンマ線が放射されない。
≪数値ファントムからの投影データ≫
次に、図１６に示した数値ファントムから投影データ（図示せず）を作成した。
投影データのマトリックスサイズは２５６、マトリックスピッチは１．４ｍｍ、投影方向の数は１２０、回転のピッチは３度である。また、検出器の回転半径は１５０ｍｍとした。
次に、図１６に示した数値ファントムから投影データ（図示せず）を作成した。
投影データのマトリックスサイズは２５６、マトリックスピッチは１．４ｍｍ、投影方向の数は１２０、回転のピッチは３度である。また、検出器の回転半径は１５０ｍｍとした。
≪数値ファントムの再構成画像≫
図１７は、数値ファントムからの投影データを再構成した図である。
前記の投影像から、点応答関数を組み込んだ逐次近似再構成により得られた１−ＰＭＣでｇ＝０ｍｍに対する再構成画像が図１７（ａ）である。
また、１−ＰＭＣでｇ＝８ｍｍに対する再構成画像が図１７（ｂ）である。
また、４−ＰＭＣでｇ＝０ｍｍに対する再構成画像が図１７（ｃ）である。
また、４−ＰＭＣでｇ＝８ｍｍに対する再構成画像が図１７（ｄ）である。
なお、図１７（ａ）、（ｂ）、（ｃ）、（ｄ）は、前記したように、それぞれ図１６に示した数値ファントムの投影データを再構成した画像である。
図１７は、数値ファントムからの投影データを再構成した図である。
前記の投影像から、点応答関数を組み込んだ逐次近似再構成により得られた１−ＰＭＣでｇ＝０ｍｍに対する再構成画像が図１７（ａ）である。
また、１−ＰＭＣでｇ＝８ｍｍに対する再構成画像が図１７（ｂ）である。
また、４−ＰＭＣでｇ＝０ｍｍに対する再構成画像が図１７（ｃ）である。
また、４−ＰＭＣでｇ＝８ｍｍに対する再構成画像が図１７（ｄ）である。
なお、図１７（ａ）、（ｂ）、（ｃ）、（ｄ）は、前記したように、それぞれ図１６に示した数値ファントムの投影データを再構成した画像である。
ここで、再構成画像のマトリックスサイズは２５６×２５６、マトリックスピッチは１．４ｍｍである。再構成法にはＯＳＥＭを用い、サブセットは３０、反復回数は１０とした。
１−ＰＭＣの画像では、ｇ＝０ｍｍに比べて、ｇ＝８ｍｍの方が７、１０ｍｍのコールドスポットのコントラストが上がっている一方で、１２、１５ｍｍのコールドスポットのコントラストは低下している。
４−ＰＭＣの画像では、ｇ＝０ｍｍに比べてｇ＝８ｍｍの方が７、１０ｍｍのコールドスポットのコントラストが上がっており、１２、１５ｍｍのコールドスポットのコントラストは同等である。このように、４−ＰＭＣの方が１−ＰＭＣよりも、ギャップ３４が増加することによるメリットが高いことが分かる。
１−ＰＭＣの画像では、ｇ＝０ｍｍに比べて、ｇ＝８ｍｍの方が７、１０ｍｍのコールドスポットのコントラストが上がっている一方で、１２、１５ｍｍのコールドスポットのコントラストは低下している。
４−ＰＭＣの画像では、ｇ＝０ｍｍに比べてｇ＝８ｍｍの方が７、１０ｍｍのコールドスポットのコントラストが上がっており、１２、１５ｍｍのコールドスポットのコントラストは同等である。このように、４−ＰＭＣの方が１−ＰＭＣよりも、ギャップ３４が増加することによるメリットが高いことが分かる。
≪リカバリーレシオ（Recovery Ratio）≫
図１８は、４−ＰＭＣの画像に対して、コールドスポットとバックグランドとのコントラスト比から求められるリカバリーレシオ（Recovery Ratio）を示した図である。
具体的には、コールドスポットとバックグランドにおける画像の明度をそれぞれＫＣ、ＫＢとすれば、
リカバリーレシオ（Recovery Ratio）＝｛１−ＫＣ／ＫＢ｝ ・・・ 式（２）
と表せる。式（２）から解るように、コールドスポットとバックグランドとのコントラスト比が高くなると、リカバリーレシオ（Recovery Ratio）は１の１００％に近づく。
リカバリーレシオ（Recovery Ratio）の値が高いほど、画像はよく復元（Recovery）されたことを意味する。
図１８は、４−ＰＭＣの画像に対して、コールドスポットとバックグランドとのコントラスト比から求められるリカバリーレシオ（Recovery Ratio）を示した図である。
具体的には、コールドスポットとバックグランドにおける画像の明度をそれぞれＫＣ、ＫＢとすれば、
リカバリーレシオ（Recovery Ratio）＝｛１−ＫＣ／ＫＢ｝ ・・・ 式（２）
と表せる。式（２）から解るように、コールドスポットとバックグランドとのコントラスト比が高くなると、リカバリーレシオ（Recovery Ratio）は１の１００％に近づく。
リカバリーレシオ（Recovery Ratio）の値が高いほど、画像はよく復元（Recovery）されたことを意味する。
図１８において、横軸は検出器２１（図１）とコリメータ２６（図１）とのギャップ３４（図１）であるＧａｐ（間隔）を示したものであり、単位はｍｍである。また、縦軸は、リカバリーレシオ（Recovery Ratio）であり単位は％である。
図１８におけるリカバリーレシオは、４−ＰＭＣの画像に対してコールドスポットとバックグランドにＲＯＩ（Region of Interest）を設定し、コールドスポットとバックグランドとの比から求めた。
なお、コールドスポットは、図１７（ａ）〜（ｄ）において、最も白い箇所であり、バックグランドは黒い箇所である。何処のポイントが白い箇所であり、また黒い箇所であるかの選定は測定者が行う。この選定による設定が前記のＲＯＩである。
図１８におけるリカバリーレシオは、４−ＰＭＣの画像に対してコールドスポットとバックグランドにＲＯＩ（Region of Interest）を設定し、コールドスポットとバックグランドとの比から求めた。
なお、コールドスポットは、図１７（ａ）〜（ｄ）において、最も白い箇所であり、バックグランドは黒い箇所である。何処のポイントが白い箇所であり、また黒い箇所であるかの選定は測定者が行う。この選定による設定が前記のＲＯＩである。
図１８において、ギャップ３４の値を０〜１９ｍｍの間で変化させた。ギャップの増加にともない、７ｍｍ（●）のコールドスポットにおけるリカバリーレシオは、単調に増加していく。この現象は、図１６の数値ファントムに示した像において、７ｍｍの正方形の図形を再構成して認識するために、ギャップ３４の値が０〜１９ｍｍの間では大きい方がよいことを示している。
一方、図１８において、１０ｍｍ（▲）、１２ｍｍ（■）、１５ｍｍ（◆）のコールドスポットにおけるリカバリーレシオは、ギャップの増加とともに増加するが、ギャップ３４の値がそれぞれ３、５、１０ｍｍのときに最大となり、その後減少していく。
これらの現象は、図１６の数値ファントムに示した像において、１０、１２、１５ｍｍの正方形の図形を再構成して認識するために、ギャップ３４の値がそれぞれ３、５、１０ｍｍのときが最もよいことを示している。
一方、図１８において、１０ｍｍ（▲）、１２ｍｍ（■）、１５ｍｍ（◆）のコールドスポットにおけるリカバリーレシオは、ギャップの増加とともに増加するが、ギャップ３４の値がそれぞれ３、５、１０ｍｍのときに最大となり、その後減少していく。
これらの現象は、図１６の数値ファントムに示した像において、１０、１２、１５ｍｍの正方形の図形を再構成して認識するために、ギャップ３４の値がそれぞれ３、５、１０ｍｍのときが最もよいことを示している。
この７、１０、１２、１５ｍｍの正方形の図形によって、異なる特性を示すのは、図１６における数値ファントムとしての７、１０、１２、１５ｍｍの正方形の図形が、それぞれＭＴＦを求めるためにそれぞれフーリエ変換されたときの周波数成分が異なることに起因するものである。
図１８により、ギャップ３４の値を５〜１０ｍｍの間に設定しておけば、７、１０、１２ｍｍのコールドスポットにおけるリカバリーレシオは、ギャップ３４が０ｍｍのときよりも向上することが分かる。ギャップ３４の値が１０ｍｍのとき、１５ｍｍのコールドスポットにおけるリカバリーレシオは、ギャップ３４の値が０ｍｍのときよりも低下するが、リカバリーレシオの値は６７％と高いため、問題は少ないと考えられる。
したがって、７、１０、１２、１５ｍｍの正方形の図形を、すべて劣化を少なくして再構成するためには、ギャップ３４の値を０でない所定値（５〜１０ｍｍ）に設定した方がよいことを示唆している。
したがって、７、１０、１２、１５ｍｍの正方形の図形を、すべて劣化を少なくして再構成するためには、ギャップ３４の値を０でない所定値（５〜１０ｍｍ）に設定した方がよいことを示唆している。
図１９は、４−ＰＭＣにおいて一つの検出器に入射するガンマ線の量Ｃのメインピーク（Main Peak）とサブピーク（Sub Peak）を含む分布を示す図である。
図１９において、横軸は検出器２１の中心位置を基準（０）として、線源３２（図１０）のＸ軸方向の検出器２１との位置関係を示すものである。図１９では距離であるＤｉｓｔａｎｃｅと表記している。また単位はｍｍである。
また、図１９の縦軸は、検出器に検出される検出確率であり、無次元である。したがって、図１９において、図示された各点における数値をそれぞれ積分（合計）すれば１になる。
図１９に示すように、４−ＰＭＣにおいては、一つの検出器に入射するガンマ線の量Ｃの分布は、ギャップ３４が存在する場合、第１放射線量に起因するメインピーク（Main Peak）と第２放射線量に起因するサブピーク（Sub Peak）に分離できるのが大きな特徴である。
図１９において、横軸は検出器２１の中心位置を基準（０）として、線源３２（図１０）のＸ軸方向の検出器２１との位置関係を示すものである。図１９では距離であるＤｉｓｔａｎｃｅと表記している。また単位はｍｍである。
また、図１９の縦軸は、検出器に検出される検出確率であり、無次元である。したがって、図１９において、図示された各点における数値をそれぞれ積分（合計）すれば１になる。
図１９に示すように、４−ＰＭＣにおいては、一つの検出器に入射するガンマ線の量Ｃの分布は、ギャップ３４が存在する場合、第１放射線量に起因するメインピーク（Main Peak）と第２放射線量に起因するサブピーク（Sub Peak）に分離できるのが大きな特徴である。
≪比率Ｒ≫
図２０は、図１９におけるサブピークの面積Ｃｓｕｂのメインピークの面積Ｃｍａｉｎに対する比率Ｒを示した図である。
図２０において、横軸は検出器２１（図１）とコリメータ２６（図１）とのギャップ３４（図１）であるＧａｐ（間隔）を示したものであり、単位はｍｍである。また、縦軸は、前記したサブピークの面積Ｃｓｕｂのメインピークの面積Ｃｍａｉｎに対する比率Ｒであり単位は％である。
図２０に示すように、サブピークの面積Ｃｓｕｂのメインピークの面積Ｃｍａｉｎに対する比率Ｒは、ギャップ３４が増加するにつれて増大していく。
なお、サブピークの面積Ｃｓｕｂのメインピークの面積Ｃｍａｉｎに対する比率Ｒは、第２放射線量の第１放射線量に対する比率でもある。
図２０は、図１９におけるサブピークの面積Ｃｓｕｂのメインピークの面積Ｃｍａｉｎに対する比率Ｒを示した図である。
図２０において、横軸は検出器２１（図１）とコリメータ２６（図１）とのギャップ３４（図１）であるＧａｐ（間隔）を示したものであり、単位はｍｍである。また、縦軸は、前記したサブピークの面積Ｃｓｕｂのメインピークの面積Ｃｍａｉｎに対する比率Ｒであり単位は％である。
図２０に示すように、サブピークの面積Ｃｓｕｂのメインピークの面積Ｃｍａｉｎに対する比率Ｒは、ギャップ３４が増加するにつれて増大していく。
なお、サブピークの面積Ｃｓｕｂのメインピークの面積Ｃｍａｉｎに対する比率Ｒは、第２放射線量の第１放射線量に対する比率でもある。
以上の画像の評価結果より、ギャップ３４（図１）は５〜１０ｍｍの間に設定するのが効果的であり、このギャップ３４（図１）の範囲に対応する比率Ｒの範囲は１３〜３０％である。
≪ｇfとＲfについて≫
また、図１５（ｂ）から、この４−ＰＭＣのコリメータ２６の形状では、ＭＴＦの特性線が平坦（flat）な領域を最も有するのはギャップ３４（図１）が８ｍｍ（▲）のときである。この最も平坦（flat）な領域を有するときのギャップをｇfと定義する。
前記の４−ＰＭＣのコリメータ２６の形状では、図１５（ｂ）の特性において、ｇfの値は前記した８ｍｍとなる。
また、図２０から、ｇf＝８ｍｍ（ＧＡＰ＝８）に対応する比率Ｒの値は、略２３％である。したがって、ｇfの値のときの比率ＲをＲfと定義すると、Ｒf＝２３％となる。
また、図２０において、比率Ｒが許容される範囲は、前記したように、１３〜３０％であり、また、１３％＜ Ｒ ＜３０％と表記できる。したがって、Ｒfを用いて表現すれば、Ｒf−１０％ ＜ Ｒ ＜Ｒf ＋７％ の範囲と表現できる。
したがって、比率Ｒが、Ｒf−１０％ ＜ Ｒ ＜Ｒf ＋７％の範囲に入るギャップ３４の値を設定すれば、空間分解能を向上させることが可能となる。
また、図１５（ｂ）から、この４−ＰＭＣのコリメータ２６の形状では、ＭＴＦの特性線が平坦（flat）な領域を最も有するのはギャップ３４（図１）が８ｍｍ（▲）のときである。この最も平坦（flat）な領域を有するときのギャップをｇfと定義する。
前記の４−ＰＭＣのコリメータ２６の形状では、図１５（ｂ）の特性において、ｇfの値は前記した８ｍｍとなる。
また、図２０から、ｇf＝８ｍｍ（ＧＡＰ＝８）に対応する比率Ｒの値は、略２３％である。したがって、ｇfの値のときの比率ＲをＲfと定義すると、Ｒf＝２３％となる。
また、図２０において、比率Ｒが許容される範囲は、前記したように、１３〜３０％であり、また、１３％＜ Ｒ ＜３０％と表記できる。したがって、Ｒfを用いて表現すれば、Ｒf−１０％ ＜ Ｒ ＜Ｒf ＋７％ の範囲と表現できる。
したがって、比率Ｒが、Ｒf−１０％ ＜ Ｒ ＜Ｒf ＋７％の範囲に入るギャップ３４の値を設定すれば、空間分解能を向上させることが可能となる。
≪各種パラメータの影響≫
これまでの４ＰＭＣの評価では、コリメータ２６のパラメータの値を固定して評価してきたが、以下ではパラメータを変化させた場合について説明する。はじめに、セプタ２８のＺ方向長さｈを変化させたときについて説明する。
これまでの４ＰＭＣの評価では、コリメータ２６のパラメータの値を固定して評価してきたが、以下ではパラメータを変化させた場合について説明する。はじめに、セプタ２８のＺ方向長さｈを変化させたときについて説明する。
図２１は、貫通穴長であるＺ方向長さｈが１８.４ｍｍ（◆）、２６ｍｍ（■）、４４．８ｍｍ（▲）、６１．２ｍｍ（×）の各場合について求めた、一つの検出器に入射するガンマ線入射量Ｃの分布のＭＴＦを示す特性図である。
なお、図２１において、横軸はフーリエ変換における単位長（ｃｍ）に換算した周波数であり、Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ（ｃｙｃｌｅ／ｃｍ）と表記している。
また、図２１において、縦軸はＭＴＦへの換算値であり、無次元である。なお、Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ（ｃｙｃｌｅ／ｃｍ）が０のときのＭＴＦの値を基準として１に設定し、正規化して図示している。
なお、図２１において、横軸はフーリエ変換における単位長（ｃｍ）に換算した周波数であり、Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ（ｃｙｃｌｅ／ｃｍ）と表記している。
また、図２１において、縦軸はＭＴＦへの換算値であり、無次元である。なお、Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ（ｃｙｃｌｅ／ｃｍ）が０のときのＭＴＦの値を基準として１に設定し、正規化して図示している。
図２１において、ｈ=１８．４、２６、４４．８、６１．２ｍｍにおけるギャップ３４の値は、それぞれ５、８、１４、２１ｍｍである。それぞれのＭＴＦのカーブは、周波数が０から増加するとともにＭＴＦの値が減少していくが、ある周波数において一度平坦になってからまた減少する傾向は同じである。
つまり、Ｚ方向長さｈが変化してもＭＴＦカーブが一度平坦になるようなｇfが存在することが分かる。このとき、サブピークの面積Ｃｓｕｂのメインピークの面積Ｃｍａｉｎに対する比率Ｒfは、Ｈ＝１８．４、２６、４４．８、６１．２ｍｍにおいて、それぞれ、２３、２３、１９、２０％であり、ＭＴＦのカーブの形状と非常に強い相関をもっていることが分かる。
つまり、Ｚ方向長さｈが変化してもＭＴＦカーブが一度平坦になるようなｇfが存在することが分かる。このとき、サブピークの面積Ｃｓｕｂのメインピークの面積Ｃｍａｉｎに対する比率Ｒfは、Ｈ＝１８．４、２６、４４．８、６１．２ｍｍにおいて、それぞれ、２３、２３、１９、２０％であり、ＭＴＦのカーブの形状と非常に強い相関をもっていることが分かる。
≪空間分解能を向上させる比率Ｒの範囲≫
図２２は、セプタ２８の厚さのパラメータであるＸ方向長さｓを変化させた場合のｇfにおけるサブピークの面積Ｃｓｕｂのメインピークの面積Ｃｍａｉｎに対する比率Ｒfを示す特性図である。
図２２の横軸は、セプタ２８のＸ方向長さｓを検出器２１のピッチｐで規格化した値である。また、縦軸は比率Ｒfである。
図２２において、セプタ２８のパラメータであるＸ方向長さｓの値において、ｈを１８.４ｍｍ（◆）、２６ｍｍ（■）、４４．８ｍｍ（▲）、６１．２ｍｍ（×）と変化させて比率Ｒfを求めた。
ｓが増加するに従って比率Ｒfは減少していく傾向があり、それぞれのｓにおける比率Ｒfの平均値は、Ｒfをｙとして、線形近似でｙ＝−２２．０４４×ｓ／ｐ＋２７．６８１で表される。
画像評価の結果より、比率ＲがＲf−１０％ ＜ Ｒ ＜Ｒf ＋ ７％の範囲に入るギャップ３４の値を設定すればよい。
図２２は、セプタ２８の厚さのパラメータであるＸ方向長さｓを変化させた場合のｇfにおけるサブピークの面積Ｃｓｕｂのメインピークの面積Ｃｍａｉｎに対する比率Ｒfを示す特性図である。
図２２の横軸は、セプタ２８のＸ方向長さｓを検出器２１のピッチｐで規格化した値である。また、縦軸は比率Ｒfである。
図２２において、セプタ２８のパラメータであるＸ方向長さｓの値において、ｈを１８.４ｍｍ（◆）、２６ｍｍ（■）、４４．８ｍｍ（▲）、６１．２ｍｍ（×）と変化させて比率Ｒfを求めた。
ｓが増加するに従って比率Ｒfは減少していく傾向があり、それぞれのｓにおける比率Ｒfの平均値は、Ｒfをｙとして、線形近似でｙ＝−２２．０４４×ｓ／ｐ＋２７．６８１で表される。
画像評価の結果より、比率ＲがＲf−１０％ ＜ Ｒ ＜Ｒf ＋ ７％の範囲に入るギャップ３４の値を設定すればよい。
したがって、比率Ｒが、−２２．０４４×Ｓ／ｐ＋１７．６８１％＜Ｒ＜−２２．０４４×Ｓ／ｐ＋３４．６８１％の範囲に入るギャップ３４の値を設定すれば、空間分解能を向上させることが可能となる。
なお、ここで、１７．６８１＝２７．６８１−１０であり、また、３４．６８１＝２７．６８１＋７であることから上記の値となっている。
本実施形態におけるギャップ３４の設定方法では、検出器２１のピッチｐには依存しない。なぜなら、ｐとｓとの比が一定であれば、例えｐがａ倍になったとしても同様にＣｓｕｂとＣｍａｉｎの値がａ倍となり、それらの比率Ｒを求めることによりピッチｐの影響を取り除くことができるからである。
なお、ここで、１７．６８１＝２７．６８１−１０であり、また、３４．６８１＝２７．６８１＋７であることから上記の値となっている。
本実施形態におけるギャップ３４の設定方法では、検出器２１のピッチｐには依存しない。なぜなら、ｐとｓとの比が一定であれば、例えｐがａ倍になったとしても同様にＣｓｕｂとＣｍａｉｎの値がａ倍となり、それらの比率Ｒを求めることによりピッチｐの影響を取り除くことができるからである。
（第２実施形態・核医学診断装置）
本発明の第１実施形態で説明した放射線撮像装置（ＳＰＥＣＴ装置）は、前述したように放射線（ガンマ線）を捕捉し、再構成して画像化することにより、放射線源の全体像を把握するものである。
これを医学分野に応用したものが、核医学診断装置である。放射線撮像装置自体も核医学診断装置であるが、さらに他の計測装置や演算処理装置や表示装置と組み合わせることによって、より高度な医学診断を行える可能性がある。
図１では、データ処理装置１２を示したが、前記したように、データ処理装置１２は、断層像情報作成装置を備えている場合もあるし、また備えていない場合もある。
このデータ処理装置１２に検出器２１からの検出信号を得て点応答関数を画像再構成に組み込むことで、空間分解能を補正し、画像情報を生成する断層像情報作成機能を備えるか、あるいは別の装置として前記の機能を有する断層像情報作成装置を前記の放射線撮像装置と組み合わせれば、さらに有用な核医学診断装置となる。
本発明の第１実施形態で説明した放射線撮像装置（ＳＰＥＣＴ装置）は、前述したように放射線（ガンマ線）を捕捉し、再構成して画像化することにより、放射線源の全体像を把握するものである。
これを医学分野に応用したものが、核医学診断装置である。放射線撮像装置自体も核医学診断装置であるが、さらに他の計測装置や演算処理装置や表示装置と組み合わせることによって、より高度な医学診断を行える可能性がある。
図１では、データ処理装置１２を示したが、前記したように、データ処理装置１２は、断層像情報作成装置を備えている場合もあるし、また備えていない場合もある。
このデータ処理装置１２に検出器２１からの検出信号を得て点応答関数を画像再構成に組み込むことで、空間分解能を補正し、画像情報を生成する断層像情報作成機能を備えるか、あるいは別の装置として前記の機能を有する断層像情報作成装置を前記の放射線撮像装置と組み合わせれば、さらに有用な核医学診断装置となる。
（その他の実施形態）
本発明は前記の実施形態に限定されるものではない。以下に例をあげる。
ひとつの貫通穴における検出器が４個の場合で説明したが、４個より少ない３個以下（１個を含む）でも、またさらに多い５個以上でもよい。
また穴の形状は四角としたが、これは４個の場合に都合のよい形状である。したがって、検出器の数が４個以外の場合には他の形状でもよい。例えば六角形や円形でもよい。
本発明は前記の実施形態に限定されるものではない。以下に例をあげる。
ひとつの貫通穴における検出器が４個の場合で説明したが、４個より少ない３個以下（１個を含む）でも、またさらに多い５個以上でもよい。
また穴の形状は四角としたが、これは４個の場合に都合のよい形状である。したがって、検出器の数が４個以外の場合には他の形状でもよい。例えば六角形や円形でもよい。
また、第２実施形態である核医学診断装置が、放射線撮像装置と組み合わせる例として、断層像情報作成装置をあげたが、他の装置と組み合わせる例は次のようなものがある。例えば、表示装置としては、３Ｄ表示の画像表示装置を組み合わせて用いてもよい。また、他の計測装置としては、超音波診断装置と組み合わせてもよい。このように、放射線撮像装置をその他の機器、装置と組み合わせれば、さらに多角的な判断を行える機能を有する核医学診断装置が提供できる。
１０ ガントリ
１１Ａ、１１Ｂ カメラ
１２ データ処理装置
１３ 表示装置
１４ ベッド
１５ 被検者
２１、２１Ａ、２１Ｃ、２１Ｅ 検出器
２１Ｇ、２１ＢＧ、２１ＣＧ、２１ＤＧ、２１ＥＧ 検出器群
２２、２２Ａ、２２Ｂ 電極
２３ 検出器基板（放射線計測回路）
２４ ＡＳＩＣ基板（放射線計測回路）
２５ 集積回路（ＡＳＩＣ）（放射線計測回路）
２６ コリメータ（パラレルコリメータ）
２７ 貫通穴
２８ セプタ
２９ 遮光・γ線・電磁シールド
３２ 線源
３３ ガンマ線
３４ ギャップ
３５ レイ
１１Ａ、１１Ｂ カメラ
１２ データ処理装置
１３ 表示装置
１４ ベッド
１５ 被検者
２１、２１Ａ、２１Ｃ、２１Ｅ 検出器
２１Ｇ、２１ＢＧ、２１ＣＧ、２１ＤＧ、２１ＥＧ 検出器群
２２、２２Ａ、２２Ｂ 電極
２３ 検出器基板（放射線計測回路）
２４ ＡＳＩＣ基板（放射線計測回路）
２５ 集積回路（ＡＳＩＣ）（放射線計測回路）
２６ コリメータ（パラレルコリメータ）
２７ 貫通穴
２８ セプタ
２９ 遮光・γ線・電磁シールド
３２ 線源
３３ ガンマ線
３４ ギャップ
３５ レイ
Claims (4)
- ピクセル型の検出器と、
当該検出器の検出信号を読み出す放射線計測回路と、
放射線の入射方向を制限するパラレルホールコリメータと、
前記検出器の直上に存在する前記貫通穴から入射する放射線の量である第１放射線量と、前記検出器の直上に存在する前記貫通穴の隣の貫通穴から入射する放射線の量である第２放射線量とを求める手段と、
を備え、
前記パラレルホールコリメータは前記検出器の放射線入射側に配置され、
前記パラレルホールコリメータと前記検出器との間にギャップを有し、
前記ギャップの長さは前記第２放射線量の前記第１放射線量に対する比率が所定値の範囲を満たすように設定され、
入射側から見て前記パラレルホールコリメータの貫通穴に１個または複数個の前記検出器が配列され、
前記検出器ごとに放射線の入射位置情報を得ることを特徴とする放射線撮像装置。 - 前記パラレルホールコリメータの貫通穴に配列された前記検出器の数が４個であることを特徴とする請求項１に記載の放射線撮像装置。
- 前記第２放射線量の前記第１放射線量に対する比率ＲがＲ１＜Ｒ＜Ｒ２を満たし、前記コリメータのセプタ厚をｓ、前記検出器のピッチをｐとしたときに、前記Ｒ１はＲ１＝−２２．０４４×Ｓ／ｐ＋１７．６８１％で表され、前記Ｒ２はＲ２＝−２２．０４４×ｓ／ｐ＋３４．６８１％で表されことを特徴とする請求項２に記載の放射線撮像装置。
- 請求項１乃至請求項３のいずれか一項に記載の放射線撮像装置と、
さらに、前記検出器からの検出信号を得て点応答関数を画像再構成に組み込むことで空間分解能を補正し画像情報を生成する断層像情報作成装置と、
を備えることを特徴とする核医学診断装置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2011050934A JP2012189345A (ja) | 2011-03-09 | 2011-03-09 | 放射線撮像装置および核医学診断装置 |
Applications Claiming Priority (1)
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| JP2011050934A JP2012189345A (ja) | 2011-03-09 | 2011-03-09 | 放射線撮像装置および核医学診断装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2012189345A true JP2012189345A (ja) | 2012-10-04 |
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ID=47082706
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| JP2011050934A Withdrawn JP2012189345A (ja) | 2011-03-09 | 2011-03-09 | 放射線撮像装置および核医学診断装置 |
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|---|---|
| JP (1) | JP2012189345A (ja) |
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN108685591A (zh) * | 2018-05-02 | 2018-10-23 | 北京永新医疗设备有限公司 | 用于探测器的准直器及其应用 |
| WO2019210883A1 (zh) * | 2018-05-02 | 2019-11-07 | 北京永新医疗设备有限公司 | 用于探测器的准直器及其应用 |
| JP2020046404A (ja) * | 2018-09-21 | 2020-03-26 | キヤノンメディカルシステムズ株式会社 | 医用画像処理装置 |
| CN115305198A (zh) * | 2022-08-31 | 2022-11-08 | 杭州准星医学科技有限公司 | 一种用于肿瘤类器官放射治疗敏感性检测的定量放射装置及试剂盒 |
-
2011
- 2011-03-09 JP JP2011050934A patent/JP2012189345A/ja not_active Withdrawn
Cited By (6)
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Legal Events
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