(57)【要約】【課題】ＰＳＦ再構成法で画像再構成を行った場合であっても、画像のエッジ部分のオーバショートによるアーチファクトの発生を抑制できる核医学診断装置を提供する。【解決手段】ＰＥＴ装置１０は、放射線検出器１１の検出結果に対し、ＰＳＦ再構成法で画像再構成を行う画像再構成部１０１と、画像再構成部１０１で画像再構成を行うときの条件を設定する設定部１０２と、を備える。従って、ＰＳＦ再構成法で画像再構成を行う際には、設定部１０２が適切な条件を設定した上で、画像再構成を行うことができる。ここで、設定部１０２は、体軸ＣＬに沿った方向における検出素子２３の長さの半分以下の長さに、ボクセルの長さを設定可能である。ボクセルの長さが、このような条件に設定された場合、ＰＳＦ再構成法で画像再構成を行うことで得られた画像中において、エッジ部分がオーバーシュートすることで発生するアーチファクトを抑制することができる。【選択図】図１
2020076687.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
所定軸周りに環状に並べられた、又は前記所定軸を中心に旋回可能である、放射線を検出する複数の検出部と、
前記検出部の検出結果に対し、ＰＳＦ再構成法で画像再構成を行う画像再構成部と、
前記画像再構成部で画像再構成を行うときの条件を設定する設定部と、を備え、
前記検出部は、前記所定軸と直交する方向に沿って複数の検出素子を有し、
前記設定部は、前記所定軸と直交する方向における前記検出素子の長さの半分以下の長さに、ボクセルの長さを設定可能である、核医学診断装置。
【請求項２】
前記設定部は、ＰＳＦの半値幅を前記検出部による測定系の半値幅に設定可能である、請求項１に記載の核医学診断装置。
【請求項３】
情報を表示する表示部を更に備え、
前記表示部は、再構成条件を表示する、請求項１又は２に記載の核医学診断装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、核医学診断装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
核医学診断装置として、特許文献１に記載されたものが知られている。この核医学診断装置は、ポジトロン断層撮影（ＰＥＴ）を用いたＰＥＴ−ＣＴ装置である。この装置は、ＰＥＴ画像の高分解能化を目指して、逐次近似画像再構成処理にＰＳＦ（点広がり関数：Ｐｏｉｎｔ  Ｓｐｒｅａｄ  Ｆｕｎｃｔｉｏｎ）に組み込んで画像の再構成を行っている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００３】
【特許文献１】国際公開第２０１２／１２０７９１号
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
上述のようなＰＳＦを用いて画像を再構成する方法を用いた場合、分解能を向上させるために、繰り返し回数を増やした場合などに、画像のエッジ部分がオーバーシュートして、アーチファクトが生じてしまうという問題があった。
【０００５】
従って、本発明は、ＰＳＦ再構成法で画像再構成を行った場合であっても、画像のエッジ部分のオーバショートによるアーチファクトの発生を抑制できる核医学診断装置を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
本発明に係る核医学診断装置は、所定軸周りに環状に並べられた、又は所定軸を中心に旋回可能である、放射線を検出する複数の検出部と、検出部の検出結果に対し、ＰＳＦ再構成法で画像再構成を行う画像再構成部と、画像再構成部で画像再構成を行うときの条件を設定する設定部と、を備え、検出部は、所定軸と直交する方向に沿って複数の検出素子を有し、設定部は、所定軸と直交する方向における検出素子の長さの半分以下の長さに、ボクセルの長さを設定可能である。
【０００７】
核医学診断装置は、検出部の検出結果に対し、ＰＳＦ再構成法で画像再構成を行う画像再構成部と、画像再構成部で画像再構成を行うときの条件を設定する設定部と、を備える。従って、ＰＳＦ再構成法で画像再構成を行う際には、設定部が適切な条件を設定した上で、画像再構成を行うことができる。ここで、設定部は、所定軸と直交する方向における検出素子の長さの半分以下の長さに、ボクセルの長さを設定可能である。ボクセルの長さが、このような条件に設定された場合、ＰＳＦ再構成法で画像再構成を行うことで得られた画像中において、エッジ部分がオーバーシュートすることで発生するアーチファクトを抑制することができる。以上により、ＰＳＦ再構成法で画像再構成を行った場合であっても、画像のエッジ部分のオーバショートによるアーチファクトの発生を抑制できる。
【０００８】
設定部は、ＰＳＦの半値幅を検出部による測定系の半値幅に設定可能であってよい。この場合、更にＰＳＦ再構成法での画像再構成の条件を最適なものとすることができ、ＰＳＦ再構成法で画像再構成を行うことで得られた画像中において、エッジ部分がオーバーシュートすることで発生するアーチファクトを抑制することができる。
【０００９】
核医学診断装置は、情報を表示する表示部を更に備え、表示部は、再構成条件を表示してよい。
【発明の効果】
【００１０】
本発明によれば、ＰＳＦ再構成法で画像再構成を行った場合であっても、画像のエッジ部分のオーバショートによるアーチファクトの発生を抑制できる核医学診断装置を提供することができる。
【図面の簡単な説明】
【００１１】
【図１】本発明の実施形態に係るＰＥＴ装置の概略構成図である。
【図２】半導体検出部の構成を示す斜視図であり、ガンマ線の略入射側から半導体検出部を見た図である。
【図３】半導体検出部の模式的平面図である。
【図４】（ａ）は検出器対の概念図であり、（ｂ）はＰＳＦの分布を示すグラフである。
【図５】ボクセルサイズの一例を示す概念図である。
【図６】実験結果を示す画像である。
【図７】実験結果によって得られたグラフである。
【発明を実施するための形態】
【００１２】
以下、本発明の好適な実施形態について、図面を参照して詳細に説明する。
【００１３】
本実施形態に係る核医学診断装置は、ポジトロン断層撮影（ＰＥＴ）を用いたＰＥＴ装置１０である。ＰＥＴ装置１０を用いた診断方法は、まず、ポジトロン核種で標識された検査用薬剤を、注射や吸入等により被検体の内部に導入する。被検体内に導入された検査用薬剤は、検査用薬剤に応じた機能を有する特定の部位に蓄積される。例えば、糖類の検査用薬剤を用いた場合、ガン細胞等の新陳代謝の盛んな部位に選択的に蓄積される。このとき、検査用薬剤のポジトロン核種から陽電子が放出され、放出された陽電子と周囲の電子とが結合して消滅する際に２つのガンマ線（いわゆる消滅ガンマ線）が互いに約１８０度の方向に放出される。そこで、この２つのガンマ線を被検体の周りに配置した放射線検出器により検出し、コンピュータ等で画像を再構成することにより被検体における放射性同位元素の分布画像データを取得する。以下、図１を参照して、本発明の実施形態に係るＰＥＴ装置１０の構成について説明する。
【００１４】
図１に示すように、ＰＥＴ装置１０は、被検体Ｓの周囲に配置され、ガンマ線を検出する放射線検出器１１（検出部）と、放射線検出器１１からの検出データを処理し、得られた被検体Ｓの体内のポジトロン核種ＲＩの位置の画像データを再構成する情報処理部１２と、画像データを表示等する表示部１３と、被検体Ｓや放射線検出器１１の移動等の制御を行う制御部１４と、情報処理部１２や制御部１４に指示を送る端末や画像データを出力するプリンタ等からなる入出力部１５等から構成される。
【００１５】
放射線検出器１１は半導体検出部２０と検出回路３０からなる。半導体検出部２０は、ガンマ線γａ，γｂの入射面が被検体Ｓに面するように配置されている。なお、予め被検体Ｓにはポジトロン核種ＲＩで標識化された検査用薬剤が導入されている。
【００１６】
ポジトロン核種ＲＩからの陽電子の消滅の際に、同時に発生する２つのガンマ線γａ、γｂを検出する。２つのガンマ線γａ、γｂは、互いに略１８０度をなして放出されるので、被検体Ｓを挟んで対向する放射線検出器１１の半導体検出部２０に入射する。ガンマ線γａ、γｂが入射した２つの半導体検出部２０の各々は、ガンマ線γａ、γｂの入射により生じる電気信号（検出信号）を検出回路３０に送出する。
【００１７】
検出回路３０は、検出信号から、ガンマ線γａ、γｂが検出素子に入射した時刻（入射時刻）と入射位置を決定し、これらの情報（検出データ）を情報処理部１２に送出する。検出回路３０は、例えば、アナログ信号である検出信号から入射時刻を算出するためのアナログＡＳＩＣと、入射時刻および入射位置をデジタルデータとして情報処理部に送出するデジタルＡＳＩＣ等から構成される。
【００１８】
情報処理部１２では、検出データに基づいて画像再構成を行う。画像再構成の詳細については後述する。表示部１３は、入出力部１５の要求に応じて再構成された画像データを表示する。
【００１９】
以上の構成および動作により、ＰＥＴ装置１０は、被検体Ｓの体内に選択的に位置するポジトロン核種ＲＩからのガンマ線を検出し、ポジトロン核種ＲＩの分布状態の画像データを再構成する。なお、本実施の形態に係るＰＥＴ装置１０は、放射線検出器１１に主な特徴がある。以下、放射線検出器１１を詳しく説明する。
【００２０】
ＰＥＴ装置１０の放射線検出器１１１〜１１８は、被検体Ｓの周囲に３６０度に亘って配置される。各々の放射線検出器１１1〜１１8には、被検体Ｓ側に半導体検出部２０が設けられている。ここで、被検体Ｓの体軸方向をＺ軸方向（Ｚおよび−Ｚ方向）とする。放射線検出器１１は、被検体Ｓに対して相対的にＺ軸方向に移動可能としてもよい。なお、図１において８個の放射線検出器１１1〜１１8が示されているがこれらの数は一例過ぎず、放射線検出器の数１１1〜１１8は適宜選択される。
【００２１】
図２は、半導体検出部の構成を示す斜視図であり、ガンマ線の略入射側から半導体検出部を見た図である。図３は、半導体検出部の模式的平面図である。
【００２２】
図２及び図３を参照するに、半導体検出部２０は、配線基板２１と、配線基板２１上に配置された２つの検出素子アレイ２２ａ，２２ｂと、半導体検出部２０の出力を検出回路（図１に示す検出回路３０）に送出するためのコネクタ２９等からなる。検出素子アレイ２２ａ，２２ｂは、各々、略平板状の半導体結晶体２４のＺ軸方向に垂直な２つの面に、第１電極２５および第２電極２６が設けられてなる。検出素子アレイ２２ａ，２２ｂは、各々、第２電極２６側の面にＹ軸方向に沿って形成された溝部２４ｂによって半導体結晶体２４がＸ軸方向に互いに区切られてなる検出素子２３1〜２３6と、検出素子２３1〜２３6の配列方向の両側（Ｘ軸方向外側）に設けられたガード部材２８ａ，２８ｂ等からなる。半導体結晶体２４とガード部材２８ａ，２８ｂとは同一材料からなり一体化されている。なお、図２および図３では、隣接する検出素子２３1〜２３6間に、破線あるいは実線で区切り位置を示しているが、区切り位置は溝部のＸ軸方向の中央を通り、かつＹ軸方向に沿って延びている。検出素子２３1〜２３6の間隔は、隣接する区切り位置間の距離に相当する。
【００２３】
なお、図２では、検出素子２３1〜２３6が配列されている方向を配列方向（Ｘ軸方向）、２つの検出素子アレイ２２ａ，２２ｂが配列される方向を奥行き方向（Ｙ軸方向）、配線基板２１と検出素子アレイ２２ａ，２２ｂとが積層される方向を積層方向（Ｚ軸方向）と称する。また、ここでは、検出素子アレイ２２ａ，２２ｂの各々の検出素子２３1〜２３6の数を６個としているが、２個以上であればその数に特に制限はない。
【００２４】
各々の検出素子２３1〜２３6は、それぞれ、半導体結晶体２４と、半導体結晶体２４の上面に形成された第１電極２５と下面に形成された第２電極２６からなる。
【００２５】
半導体結晶体２４は、その材料としては、例えば、エネルギーが５１１ｋｅＶのガンマ線に有感なテルル化カドミウム（ＣｄＴｅ）、Ｃｄ1-xＺｎxＴｅ（ＣＺＴ）、臭化タリウム（ＴｌＢｒ）、シリコンなどが挙げられる。また、これらの材料には導電性等を制御するためのドーパントが含まれていてもよい。シリコンはＣｄＴｅよりも機械的強度が高いので加工中に結晶欠陥が生じ難い点で好ましい。半導体結晶体２４には、通常、その導電性を制御するためにドーパントが含まれている。例えば、半導体結晶体２４がＣｄＴｅの場合はｐ型ドーパントが導入されている。
【００２６】
また、半導体結晶体２４は、検出素子２３1〜２３6のいずれのものも、幅、奥行き、および幅がそれぞれ同等に設定されている。半導体結晶体２４は、例えば、幅（Ｘ軸方向）が１．２ｍｍ、奥行き（Ｙ軸方向）が５ｍｍ、厚さが約１ｍｍの寸法を有する。なお、半導体結晶体２４は、半導体の結晶成長法であるブリッジマン法や、移動加熱法を用いて半導体結晶を形成し、所定の結晶方位に切出される。
【００２７】
第１電極２５は、半導体結晶体２４の上面を略覆う導電膜である。第１電極２５には負のバイアス電圧Ｖｂが印加され、カソードとなっている。半導体結晶体２４がＣｄＴｅからなる場合は第１電極２５には例えばＰｔが用いられる。バイアス電圧Ｖbは、直流電圧で例えば−６０Ｖ〜−１０００Ｖに設定される。なお、第１電極２５は、６つの半導体結晶体２４の上面全体に亘って連続して形成されている。但し、第１電極２５は、ガード部材２８ａ，２８ｂの上面を覆っているが、これは必須ではない。なお、バイアス電圧は、配線基板２１の外部から配線パターン３６およびワイヤ配線３５を介して供給される。
【００２８】
第２電極２６は、半導体結晶体２４の溝部２４ｂと溝部２４ｂとの間の下面を略覆う導電膜からなる。第２電極２６はアノードとして機能する。なお、第２電極２６側の半導体結晶体２４中にはＩｎ（インジウム）が注入されている。半導体結晶体２４がＣｄＴｅからなる場合は、第２電極２６に例えばＡｕが用いられる。第２電極２６は検出素子２３1〜２３6のそれぞれに設けられており、互いに隣接する第２電極２６同士は電気的に絶縁されている。第２電極２６は、導電性接着層２７およびパッド電極３２を介して配線基板２１に設けられた配線パターン（不図示）を介してコネクタ２９と電気的に接続される。
【００２９】
なお、第２電極２５は、ガード部材２８ａ，２８ｂの下面にも形成されており、導電性接着層２７およびパッド電極３２を介して接地されている。このようにすることで、ガード部材２８ａ，２８ｂに入射したガンマ線により生じた電子正孔対を接地電位に流すことで、検出信号に雑音として混入することを回避できる。なお。このガード部材２８ａ，２８ｂの下面の構造は必須ではなく、ガード部材を半導体結晶体以外の材料を用いた場合は設けなくともよい。
【００３０】
導電性接着層２７は、Ａｕ、Ａｇ、Ｃｕ、およびこれらの合金から選択される金属粉やカーボンフィラーと、樹脂からなる導電性接着剤からなり、例えば、導電性ペーストや異方性接着剤を用いることができる。
【００３１】
２つの検出素子アレイ２２ａ，２２ｂは、いずれも上述した構造を有しているが、図３に示すように配線基板２１上の配置が異なっている。以下、ガンマ線γが入射する側に配置された検出素子アレイを第１検出素子アレイ２２ａ、奥側に配置された検出素子アレイを第２検出素子アレイ２２ｂと呼ぶ。但し両者の区別が不要な場合は単に検出素子アレイ２２ａ，２２ｂと呼ぶ。
【００３２】
第１検出素子アレイ２２ａおよび第２検出素子アレイ２２ｂは、互いの検出素子の位置関係に特徴がある。第１検出素子アレイ２２ａおよび第２検出素子アレイ２２ｂのいずれも配列方向（Ｘ軸方向）にそれぞれ所定の間隔ＰＴで配置されている。さらに、第１検出素子アレイ２２ａの検出素子２３1の紙面左側面２３1aは、基準線Ｘａ−Ｘａから間隔ＰＴだけ離隔した位置に配置されている。他方、第２検出素子アレイ２２ａの検出素子２３1の紙面左側面２３1bは、基準線Ｘａ−Ｘａから間隔ＰＴ／２だけ離隔した位置に配置されている。このようにして、第１検出素子アレイ２２ａの検出素子２３1〜２３6の各々と、第２検出素子アレイ２２ｂの検出素子２３1〜２３6の各々とは、互いに配列方向にＰＴ／２だけ変位して配置される。
【００３３】
このように、第１検出素子アレイ２２ａおよび第２検出素子アレイ２２ｂは、検出素子２３1〜２３6の間隔ＰＴの１／２だけ配列方向にずらして、かつ奥行き方向に配列されることにより、半導体検出部２０は、その視野中央（すなわち、半導体検出部２０の略正面から入射するガンマ線）の空間分解能が、検出素子アレイを一つだけ設けた場合の視野中央の空間分解能よりも向上する。その向上の程度は、半導体検出部２０の視野中央の空間分解能は、検出素子の幅を１／２に設定したときの視野中央の空間分解能に略同等となる。
【００３４】
上述のように、ＰＥＴ装置１０は、体軸ＣＬ（所定軸）周りに環状に並べられた複数の放射線検出器１１を備えている。図１では、体軸ＣＬ上にポジトロン各種ＲＩが配置されている。図４（ａ）に示すように、放射線検出器１１は、体軸ＣＬに沿って、すなわちＺ軸方向に複数の検出素子２３を有する。このようなＰＥＴ装置１０の情報処理部１２での処理について詳細に説明する。図１に示すように、情報処理部１２は、画像再構成部１０１と、設定部１０２と、を備える。
【００３５】
画像再構成部１０１は、放射線検出器１１の検出結果に対し、ＰＳＦ再構成法で画像再構成を行う。ここで、ＰＳＦ（点広がり関数：Ｐｏｉｎｔ  Ｓｐｒｅａｄ  Ｆｕｎｃｔｉｏｎ）再構成法とは、放射線検出器１１のＰＳＦを逐次近似画像再構成処理に組み込むことで画像再構成を行うものである。前述のように、ＰＥＴ装置１０では、放射線検出器１１が環状に配置されるため、有効視野の辺縁であるほど画像が不鮮明になる。そこで、あらかじめ点線源を用いての測定、または、計算機上でのシミュレーションにより算出したＰＳＦを画像再構成のプロセスに組み込み、計算により求めた検出データの精度を上げる事により、空間分解能やノイズ特性を改善することができる。なお、逐次近似画像再構成処理とは、確率論から画像再構成を行う方法であり、実際に検出したデータと計算により求めたデータとの比較・修正を行うことで、再構成画像を得る方法である。
【００３６】
図４（ａ）に示すように、有効視野に対して三次元のボクセルＶＬを設定する。ボクセルＶＬの大きさ、すなわちボクセルサイズは、再構成を行う前に予め設定される。ボクセルサイズは、ＰＳＦによる補正を行う際のサンプリング間隔と言うこともできる。このボクセルＶＬから発生したガンマ線は、互いに対向する二つの検出素子２３によって、ある確率で検出される。このような確率はＰＳＦに基づいて求められる。図４（ｂ）は、ＰＳＦの一例を示す。体軸ＣＬに沿った方向、すなわちＺ軸方向において、ＰＳＦは、中央位置でピークを有するような分布を有する。ＰＳＦの広がりを示すパラメータとして半値幅（ＦＷＨＭ）という値がある。これは、ＰＳＦのピークから１／２の値となるときの幅を示す値である。ＰＳＦのＦＷＨＭは、再構成を行う前に予め設定することもできる。なお、ＰＳＦ自体の幅を示すＰＳＦサイズは、図４（ｂ）において「ＰＬ」で示される。
【００３７】
画像再構成部１０１が逐次近似画像再構成処理を行うときには、記憶部１６に放射線検出器１１によって検出された測定データ、及びＰＳＦのデータが格納されている。画像再構成部１０１は、以下の式（１）を用いて逐次近似画像再構成処理を行う。画素値は、設定されたあるボクセルＶＬに対応する箇所での画素値を示す。以下の式では、「λｂｎ＋１」を計算するときに前回の計算結果である「λｂｎ」が用いられる。このように、計算結果を逐次用いて演算を行うことで、画像再構成が行われる。また、以下の式には、検出確率である「ｐｂｄ」が用いられており、ＰＳＦが逐次近似画像再構成処理に組み込まれている。なお、「ｄ」は特定の検出素子２３の検出器対のインデックスを示しており、「ｄ＝１〜Ｄ」について演算することで、あるボクセルＶＬに対して、ＰＥＴ装置１０中の検出素子２３の検出器対全部について演算を行う。  画像再構成部１０１は、上述の演算によって得られた画素値を、対応するボクセルごろに並べることで、再構成画像を得る事ができる。
【数１】
2020076687.tif 000003
ｂ：画素（ボクセル）のインデックス（１〜Ｂ個の画素がある）
ｄ：検出器対（測定データ）のインデックス（１〜Ｄ個の検出器対がある）
ｎ：繰り返し計算の回数
λｂ：ｂ番目の画素の画素値
ｐｂｄ：画素ｂのガンマ線が検出器対（測定データ）ｄに検出される確率
ｙｄ：検出器対の測定値
【００３８】
設定部１０２は、画像再構成部１０１で画像再構成を行うときの条件を設定する。設定部１０２は、ＰＳＦの半値幅を特定の値に設定可能である。本実施形態では、設定部１０２は、ＰＳＦの半値幅を放射線検出器１１による検出器の半値幅（装置の分解能）に設定可能である。例えば、計算で使用するＰＳＦの半値幅が検出器の半値幅よりも大きい傾向になると、画像のエッジ部分がぼやける傾向にある。一方、計算で使用するＰＳＦの半値幅が検出器の半値幅よりも小さい傾向になると、エッジ部分がオーバーシュートして、アーチファクトが発生し易くなる傾向にある。従って、設定部１０２は、ＰＳＦの半値幅を放射線検出器１１による測定系の半値幅と等しい値に設定することで、画像のエッジ部のぼやけ及びオーバーシュートを抑制できる。なお、従来の方法では、オーバーシュート抑制のために、わざとＰＳＦのサイズを広げている。
【００３９】
設定部１０２は、体軸ＣＬに直交する方向、すなわちＸ軸方向における検出素子２３の長さの半分以下の長さに、ボクセルＶＬの長さを設定可能である。図５（ａ）に示すように、Ｘ軸方向及びＹ軸方向（以降断層面方向とする）における検出素子２３の長さは「Ｌ１」で示される。ボクセルＶＬの長さは「Ｌ２」で示される。このとき、「Ｌ２＜１／２  ×  Ｌ１」に設定される。なお、Ｘ軸方向及びＹ軸方向におけるボクセルＶＬの長さの下限は、例えば、１８Ｆの陽電子飛程のＦＷＨＭである０．２ｍｍのような長さに設定してよい。なお、Ｚ軸方向におけるボクセルＶＬの長さについては、特に限定されるものではない。
【００４０】
なお、図５（ｂ）に示すように、ボクセルサイズを大きくした場合、一つあたりのボクセルから発生するガンマ線が増えるため、当該ボクセル内での統計的なバラツキは低減する。図５（ｂ）では、ボクセルサイズである「Ｌ３」は、検出素子２３の長さ「Ｌ１」よりも大きい。ボクセルサイズを小さくした場合、一つあたりのボクセルから発生するガンマ線が減ることで、当該ボクセル内での統計的なバラツキが増加する。従って、従来、ボクセルサイズを検出素子２３の長さより小さくすることは行われていなかった。この点、本願発明者らは、鋭意研究の結果、体軸ＣＬと直交する方向における検出素子２３の長さの半分以下の長さに、ボクセルＶＬの長さを設定することで、オーバーシュートによるアーチファクトを抑制できることを見出したため、本条件を採用するに至った。
【００４１】
上記条件の効果について、図６及び図７を参照して説明する。本実験では、小動物用半導体ＰＥＴ装置（ＭＩＰ-１００、住友重機械工業製）を用い、テルル化カドミウム半導体検出器を用いた。使用核種として「Ｆ−１８（ＦＤＧ）」を用いた。測定対象を「画質評価用ファントム」とした。再構成法として「３ＤＯＳＥＭ（ＰＳＦ再構成）」を用いた。繰り返し回数を「２０ｉｔｅｒａｔｉｏｎ，３２ｓｕｂｓｅｔ」とした。検出素子の体軸に沿った長さは、１．２ｍｍであった。図６（ａ）は、ＰＳＦの再構成を行わずに取得した画像である。図６（ｂ）は、ボクセルサイズを「１．２×１．２×１．６ｍｍ」として、ＰＳＦの再構成を行って取得した画像である。すなわち、断層面方向のボクセルの長さが、検出素子の長さと同じである。図６（ｃ）は、ボクセルサイズを「０．６×０．６×０．８５ｍｍ」として、ＰＳＦの再構成を行って取得した画像である。すなわち、断層面方向のボクセルの長さが、検出素子の長さの半分である。図６（ｄ）は、ボクセルサイズを「０．３×０．３×０．８５ｍｍ」として、ＰＳＦの再構成を行って取得した画像である。すなわち、断層面方向のボクセルの長さが、検出素子の長さの１／４である。
【００４２】
図６（ｂ）に示すように、断層面方向のボクセルの長さが検出素子の長さと同じ場合、オーバーシュートによってアーチファクト（画像中、矢印で示す箇所）が強く出ていた。図７は、画像中の距離（横方向の位置）と、色の濃度の関係を示すグラフである。「Ａ」は図６（ａ）のＰＳＦの再構成を行わなかった場合の測定結果を示し、「Ｂ」は図６（ｂ）の測定結果を示す。図７の「Ａ」と「Ｂ」を比較するに、「Ａ」ではピークが立ち上がった箇所の全体的に確認できるのに対し、「Ｂ」では、グラフが立ち上がった箇所の両縁部にピークＰが形成されていることが確認できる。
【００４３】
それに対し、図６（ｃ）及び図６（ｄ）では、図６（ｂ）に比して、外縁のアーチファクトが目立っていないことが確認できる。このことより、体軸ＣＬと直交する方向における検出素子２３の長さの半分以下の長さに、ボクセルＶＬの長さを設定することで、オーバーシュートによるアーチファクトを抑制できることが理解される。
【００４４】
なお、表示部１３には、設定部１０２が条件を設定する際に、及び条件が設定された後に、ユーザーに対して各種情報が表示されてよい。例えば、設定部１０２が設定した上記条件に関わる情報として、再構成条件（繰り返し回数、サブセット数、ＰＳＦ再構成のＯｎ／Ｏｆｆ、ボクセルサイズなど）を表示してよい。また、表示部１３は、測定データ可視化を行ってもよく、測定条件（核種、測定対象―患者名、部位、日時、測定時間など）を表示してもよく、再構成画像を表示してもよい。
【００４５】
次に、本実施形態に係るＰＥＴ装置１０の作用・効果について説明する。
【００４６】
ＰＥＴ装置１０は、放射線検出器１１の検出結果に対し、ＰＳＦ再構成法で画像再構成を行う画像再構成部１０１と、画像再構成部１０１で画像再構成を行うときの条件を設定する設定部１０２と、を備える。従って、ＰＳＦ再構成法で画像再構成を行う際には、設定部１０２が適切な条件を設定した上で、画像再構成を行うことができる。ここで、設定部１０２は、体軸ＣＬと直交する方向における検出素子２３の長さの半分以下の長さに、ボクセルの長さを設定可能である。ボクセルの長さが、このような条件に設定された場合、ＰＳＦ再構成法で画像再構成を行うことで得られた画像中において、エッジ部分がオーバーシュートすることで発生するアーチファクトを抑制することができる。以上により、ＰＳＦ再構成法で画像再構成を行った場合であっても、画像のエッジ部分のオーバショートによるアーチファクトの発生を抑制できる。
【００４７】
設定部１０２は、ＰＳＦの半値幅を検出部による測定系の半値幅に設定可能であってよい。この場合、更にＰＳＦ再構成法での画像再構成の条件を最適なものとすることができ、ＰＳＦ再構成法で画像再構成を行うことで得られた画像中において、エッジ部分がオーバーシュートすることで発生するアーチファクトを抑制することができる。
【００４８】
核医学診断装置は、情報を表示する表示部を更に備え、表示部は、再構成条件（繰り返し回数、サブセット数、ＰＳＦ再構成のＯｎ／Ｏｆｆ、ボクセルサイズなど）を表示してよい。
【００４９】
上述の実施形態では、核医学診断装置としてＰＥＴ装置を例示したが、ＳＰＥＣＴ、ガンマカメラ、コンプトンカメラなどを採用してもよい。なお、図１に示すように、検出部は、上述の実施形態のように、所定軸周りに環状に並べられたもののみならず、所定軸を中心に旋回可能であるものであってもよい。この場合、検出部は、所定軸に沿った方向、及び当該方向に直交する方向に複数の検出素子を有する。
【符号の説明】
【００５０】
１０…ＰＥＴ装置（核医学診断装置）、１１…放射線検出器（検出部）、１３…表示部、２３…検出素子、１０１…画像再構成部、１０２…設定部。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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