(57)【要約】【課題】核医学診断装置にて、エネルギー分解能が十分ではないため混入してしまう散乱線ノイズを除去する。また、エネルギー分解能が十分ではないため従来核医学診断装置に使用されなかった放射線検出器を核医学診断装置に使用可能にする。【解決手段】核医学診断装置にて、主として計測に用いる放射線検出器と、当該放射線検出器よりエネルギー計測精度の高い放射線検出器とを併用することで、散乱線ノイズを除去する散乱線補正演算にて使用する情報量を増やすことで補正精度を改善する。【選択図】  図３
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
ガンマ線検出器として第１種放射線検出器および第１種放射線検出器よりもエネルギー計測精度の高い第２種放射線検出器の２種類の検出器を用い、第１種放射線検出器と第２種放射線検出器が略同一の範囲を計測するように配置され、前記第１種放射線検出器と前記第２種放射線検出器との信号間で同期計測は行わず独立して扱い、第２種放射線検出器によって計測された第２種計測データを元に、第１種放射線検出器によって計測された第１種計測データに含まれる散乱ガンマ線を除去する散乱線補正演算装置とを備えた核医学診断装置。
【請求項２】
請求項１について、該第１種放射線検出器にシンチレータを用い、該第２種放射線検出器に半導体検出器を用いた核医学診断装置。
【請求項３】
請求項１について、該第１種放射線検出器、および該第２種放射線検出器にシンチレータを用いた核医学診断装置。
【請求項４】
請求項１について、該第１種放射線検出器、および該第２種放射線検出器に半導体検出器を用いた核医学診断装置。
【請求項５】
請求項１または請求項２または請求項３または請求項４のいずれか１項の核医学診断装置において、該第１種放射線検出器、および該第２種放射線検出器にて同時計数計測を行う陽電子放出断層撮影装置。
【請求項６】
請求項１または請求項２または請求項３または請求項４のいずれか１項の核医学診断装置において、該第１種放射線検出器にて同時計数計測を行い、該第２種放射線検出器では検出したガンマ線のエネルギー情報を記録しエネルギースペクトルを作成する陽電子放出断層撮影装置。
【請求項７】
請求項１または請求項２または請求項３または請求項４のいずれか１項の核医学診断装置において、該第１種放射線検出器、および該第２種放射線検出器の位置やコリメータの位置または姿勢を変化させながら撮像を行う単一光子放射断層撮影装置。
【請求項８】
請求項１または請求項２または請求項３または請求項４のいずれか１項の核医学診断装置において、該第１種放射線検出器、および該第２種放射線検出器の位置やコリメータの位置または姿勢を変化させながら該第１種放射線検出器にて撮像を行い、該第２種放射線検出器では検出したガンマ線のエネルギー情報を記録しエネルギースペクトルを作成する単一光子放射断層撮影装置。
【請求項９】
請求項５または請求項７のいずれか１項の核医学診断装置の該散乱線補正演算装置において、該第１種計測データとして該第１種放射線検出器での計測結果から得られるサイノグラムまたは画像を用い、該第２種計測データとして第２種放射線検出器での計測結果から得られるサイノグラムまたは画像のうち前記第１種計測データと同一形式のものを用い、前記第１種計測データと前記第２種計測データとの計測感度を調整した後、前記第１種計測データから前記第２種計測データを減算すること事により散乱線分布を推定し、推定した散乱線分布の統計雑音をフィルタにより除去した後、該第１種計測データからノイズ除去後の推定散乱線分布を減算することにより散乱線補正を行う核医学診断装置。
【請求項１０】
請求項５または請求項７のいずれか１項の核医学診断装置の該散乱線補正演算装置において、該第１種計測データに含まれる散乱線分布をシミュレーションにより推定する際に、該第２種計測データより得られる第２種計測画像を初期値として用い、前記第１種計測データから推定散乱線分布を減算することにより散乱線補正を行う核医学診断装置。
【請求項１１】
請求項５または請求項６または請求項７または請求項８のいずれか１項の核医学診断装置の該散乱線補正演算装置において、該第１種放射線検出器と該第２種放射線検出器を略近接して配置し、該第２種計測データより得られる第２種計測エネルギースペクトルを元に近接する第１種計測検出器にて計測されたガンマ線計数のうち散乱線による計数が占める割合である散乱線割合を推定し、該第１種計測データに含まれる散乱線分布をシミュレーションにより推定する際に前記散乱線割合を用いることを特徴とする核医学診断装置。
【請求項１２】
請求項５または請求項６または請求項７または請求項８のいずれか１項の核医学診断装置の該散乱線補正演算装置において、該第１種放射線検出器と該第２種放射線検出器を略近接して配置し、該第２種計測データより得られる第２種計測エネルギースペクトルを元に近接する第１種計測検出器にて計測されたガンマ線計数のうち散乱線による計数が占める割合である散乱線割合を推定し、該第１種計測データより断層像を最尤推定画像再構成法により画像再構成する際に、前記散乱線割合を用いることを特徴とする核医学診断装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、核医学診断装置によって計測された画像の散乱線ノイズ除去方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
特許文献１は、有機シンチレータと無機シンチレータで同一時間に計測されたγ線信号を同期計測して、一つのガンマ線信号として束ねることにより、高S/N比を実現している。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００３】
【特許文献１】ＷＯ２００９／１５７５２６
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
特許文献１では、２種類のシンチレータの信号を合わせて、同期計測による検出ウィンドウを用いて２種類のシンチレータの同時計測信号からノイズを除去しているが、同時計測を用いた方法以外については考慮されていない。
【０００５】
本発明は第1検出器と第２検出器との信号間で同期計測は行わず独立して扱い、エネルギー分解能が十分ではないため混入してしまう散乱線ノイズを除去する。また、エネルギー分解能が十分ではないため従来核医学診断装置に使用されなかった放射線検出器を核医学診断装置に使用可能にする。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
本発明は、核医学診断装置にて、主として計測に用いる第１種放射線検出器と、当該第１種放射線検出器よりエネルギー計測精度の高い第２種放射線検出器とを併用し、前記第１種放射線検出器と前記第２種放射線検出器との信号間で同期計測は行わず独立して扱い、散乱線ノイズ除去のための散乱線補正演算にて第２種放射線検出器の計測データを使用することを特徴とする。
【発明の効果】
【０００７】
本発明の核医学診断装置では、エネルギー分解能が十分ではないため混入してしまう散乱線ノイズを、用いた複数種の検出器のうち、第１種放射線検出器と第２種放射線検出器との信号間で同期計測は行わず独立して扱い、相対的にエネルギー分解能の高い検出器で計測された情報をもとに補正可能となる。また、それによりエネルギー分解能が十分ではないため従来、核医学診断装置に使用されなかった放射線検出器を核医学診断装置に使用可能にする。
【図面の簡単な説明】
【０００８】
【図１】散乱線混入の概要図
【図２】核医学撮像システム
【図３】第1実施形態および第２実施形態概要図
【図４】検出器ユニット内部構成例１
【図５】検出器ユニット内部構成例２
【図６】検出器ユニット内部構成例３
【図７】第３実施形態概要図
【図８】検出器配置例
【図９】エネルギースペクトル例
【図１０】第４実施形態概要図
【図１１】第５実施形態概要図および第６実施形態概要図
【図１２】検出器ヘッド内部構成例１
【図１３】検出器ヘッド内部構成例２
【図１４】検出器ヘッド内部構成例３
【図１５】第７実施形態概要図
【図１６】第８実施形態概要図
【発明を実施するための形態】
【０００９】
以下、図面を用いて実施例を説明する。
【００１０】
陽電子放出断層撮影装置（Ｐｏｓｉｔｒｏｎ  Ｅｍｉｓｓｉｏｎ  Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ：ＰＥＴ）及び単一光子放射断層撮影装置（Ｓｉｎｇｌｅ  Ｐｈｏｔｏｎ  Ｅｍｉｓｓｉｏｎ  Ｃｏｍｐｕｔｅｄ  Ｔｏｍｏｇｒａｐｙ：ＳＰＥＣＴ）等の核医学診断装置は、被検者に注入された放射性薬剤に由来して被検者の体内から放出されるガンマ線を放射線検出器で検出し、検出されたガンマ線検出信号を基に得られた計測情報を用いて被検者の体内における放射性薬剤の分布を断層画像化する。得られた断層画像情報は代謝機能及び生理機能の診断に用いられる。
【００１１】
ＰＥＴ装置を用いた検査（ＰＥＴ検査）は、陽電子放出核種（15Ｏ、13Ｎ、11Ｃ、18Ｆ等）で標識した、体内の特定の部位に特異的に集積する放射性薬剤（以下、ＰＥＴ薬剤と呼ぶ）を被検者に投与し、ＰＥＴ薬剤の被検者の体内での分布を調べるものである。被検者に投与されたＰＥＴ薬剤から放出された陽電子は、体内の付近の電子と結合して陽電子消滅し、５１１ＫｅＶのエネルギーを有する一対のガンマ線（以下、対ガンマ線と呼ぶ）を放出する。対ガンマ線のそれぞれは互いにほぼ正反対の方向に放出されるため、双方のガンマ線をそれぞれの放射線検出器で計測し、これらの検出器から出力されるそれぞれのガンマ線検出信号を基に得られる各情報を用いて同時計測することによって、陽電子消滅イベントがどの直線上で起こったかを特定することができる。このようにして統計的に十分な数の対ガンマ線を検出した後、OS-EM法などの画像再構成アルゴリズムを用いて、対ガンマ線の発生頻度分布、すなわちＰＥＴ薬剤の被検者の体内での分布を断層画像化することができる。
【００１２】
上記した体内のＰＥＴ薬剤に起因して生じるガンマ線の計測をエミッション計測、及びエミッション計測で得られたガンマ線検出信号を基に再構成された画像情報をエミッション画像と呼ぶ。エミッション計測では、理想的には他の物質との干渉無く検出器に入射する直達ガンマ線対が時間窓内にそれぞれ検出されることにより同時計数される。しかし、ガンマ線が被検体等の物質とコンプトン散乱などの相互作用を起こし、その進行方向が屈折して計測される散乱線が誤検出されてしまう場合が存在する（図１）。散乱線は屈折する際にエネルギーを落とすため、検出器への入射エネルギーは低下するが、同一時間窓、同一エネルギー窓内に入ってくるものは図１の破線のように誤ったLORとなる。このような散乱線ノイズはエネルギー分解能が有限な幅を持つ以上、原理的にエミッション計測時に得られるデータへの混入は避けられない。そのため、散乱線を適切に推定し計測データから減算するといった散乱線補正が一般的に用いられている。
【００１３】
前述のように、散乱線は被写体内外の物質と相互作用することによりエネルギーが本来の５１１keVよりも低い。そのため、検出器のエネルギー窓の設定を５１１keVより低い部分について狭めることで散乱線の混入を抑制することは可能である。そのため、ＰＥＴ装置に適した放射線検出器としては、感度、時間分解能、エネルギー分解能がそれぞれ高いレベルで求められる。近年主流となっている放射線検出器にはLu2SiO5:Ce(LSO)、LuYSiO5:Ce(LYSO)などがあり、前述の性能を高いレベルで満たしてはいるが価格が高価になるといった問題がある。一方、前述の３つの主要な性能のうち１つないし２つを満足するものは多く、例えばBi4Ge3O12(BGO)は感度が高いが時間分解能、エネルギー分解能が低く、ヨウ化ナトリウム（NaI）はエネルギー分解能は高いが、感度が低い。また、カドミウムテルル（CdTe）などの半導体検出器もエネルギー分解能は高いが、感度や時間分解能が低い。以上のようにそれぞれ長短のある放射線検出器を組み合わせることが可能となれば安価な検出器をも用いたＰＥＴ装置が実現可能になるばかりではなく、従来では適用候補から外れていた検出器の利用が可能となるが、その方法は知られていない。
【００１４】
他方、ＳＰＥＣＴ装置を用いた検査（ＳＰＥＣＴ検査）は、ガンマ線放出核種（99mＴｃ、133I、111Ｉｎ、201Ｔｌ等）で標識した、体内の特定の部位に特異的に集積する放射性薬剤（以下、ＳＰＥＣＴ薬剤と呼ぶ）を被検者に投与し、ＳＰＥＣＴ薬剤の被検者の体内での分布を調べるものである。被検者に投与されたＳＰＥＣＴ薬剤からは核種毎に決まったエネルギーのガンマ線が放出される。このガンマ線は鉛やタングステンなどの放射線遮蔽材により形成されたコリメータを介し飛来方向を制限した上で放射線検出器により検出される。コリメータと放射線検出器の位置、姿勢を例えば回転するなど変化させ被験者を複数の投影方向から撮像し、OS-EM法などの画像再構成アルゴリズムを用いて、ガンマ線の発生頻度分布、すなわちＳＰＥＣＴ薬剤の被検者の体内での分布を断層画像化することができる。
【００１５】
ＳＰＥＣＴ撮像においてもＰＥＴ撮像と同様に、ガンマ線が被検体等の物質とコンプトン散乱などの相互作用を起こし、その進行方向が屈折して計測される散乱線が誤検出されてしまう場合が存在する。そのためＳＰＥＣＴ撮像においてもＰＥＴ撮像と同様に、散乱線を適切に推定し計測データから減算するといった散乱線補正が一般的に用いられている。
【００１６】
ＳＰＥＣＴ装置に適した放射線検出器としては、感度、エネルギー分解能がそれぞれ高いレベルで求められる。近年、ＳＰＥＣＴ装置で主流となっている放射線検出器にはヨウ化ナトリウム（ＮａＩ）、テルル化カドミウム（ＣｄＴｅ）、テルル化カドミウム亜鉛（ＣＺＴ）などがあり、前述の性能を満たしてはいるが、特にエネルギー分解能の高い半導体検出器は価格が高価になるといった問題がある。ＰＥＴ装置と同様に、それぞれ長短のある放射線検出器を組み合わせることが可能となれば安価な検出器をも用いたＳＰＥＣＴ装置が実現可能になるばかりではなく、従来では適用候補から外れていた検出器の利用が可能となるが、その方法は知られていない。
【００１７】
本発明は、ガンマ線検出器として第１種放射線検出器および第１種放射線検出器よりもエネルギー計測精度の高い第２種放射線検出器の２種類の検出器を用い、第１種放射線検出器と第２種放射線検出器が略同一の範囲を計測するように配置され、第２種放射線検出器によって計測された第２種計測データを元に、第１種放射線検出器によって計測された第１種計測データに含まれる被写体やベッド、検出器など による散乱ガンマ線を除去する散乱線補正演算装置とを備えた核医学診断装置とすることにより、エネルギー分解能が十分ではないため混入してしまう散乱線ノイズを、用いた複数種の検出器のうち、第１種放射線検出器と第２種放射線検出器との信号間で同期計測は行わず独立して扱い、相対的にエネルギー分解能の高い検出器で計測された情報をもとに補正可能となる。また、それによりエネルギー分解能が十分ではないため従来、核医学診断装置に使用されなかった放射線検出器を核医学診断装置に使用可能にする。
【００１８】
≪第１実施形態≫ 
以下、本発明の一実施の形態であるBi4Ge3O12(ＢＧＯ)シンチレータを第１種放射線検出器１１に、第１種放射線検出器１１よりエネルギー分解能の高いカドミウムテルル(ＣｄＴｅ)半導体検出器を第２種放射線検出器１２に用いた陽電子放出断層撮影装置８（ＰＥＴ装置）について、適宜図面を参照しながら説明する。本実施例では第１種放射線検出器１１にはＢＧＯを用いたが、Lu2SiO5:Ce(ＬＳＯ)、LuYSiO5:Ce(ＬＹＳＯ)、Gd2SiO5:Ce(ＧＳＯ) 、PbWO4(ＰＷＯ)、LaBr3:Ce(ＬａＢｒ)などを用いる事も可能である。また、第２種放射線検出器１２には、ガリウムヒ素（ＧａＡｓ）、沃化鉛（ＰｂＩ2）、臭化タリウム（ＴｌＢｒ）、カドミウムテルル亜鉛（ＣＺＴ）などを用いることも可能である。図２にＰＥＴシステム概要図を、図３にＰＥＴ装置８の構成要素の関連を示す。ＰＥＴシステム１はＰＥＴカメラ８、データ処理装置３、表示装置２２、寝台２０からなる。ＰＥＴカメラ８は、ガントリ６の周上に複数の検出器ユニット１０が配置され、信号弁別装置３０、第１同時計数装置３１、第２同時計数装置３２、散乱線補正演算装置４０などからなり、寝台２０などでＰＥＴ装置８の視野Ｒ内の適当な位置に配置された撮像対象７を計測する。また、検出器ユニット１０は図４のように第１種放射線検出器１１と第２種放射線検出器１２が近接して設置され、加えて光検出器１３、信号増幅装置１４、パケット情報生成装置１５からなる。第１種放射線検出器１１と第２種放射線検出器１２の総体積は主計測となる第１放射線検出器を優先するため、第１放射線検出器の方が大きく、図４の例では４対１である。ただし、この総体積の比は第１種放射線検出器および第２種放射線検出器に用いる素材の測定対象ガンマ線に対する感度比を考慮し定められるため、本実施例の比によらず任意の比を用いることが可能である。本発明の主体は第１種放射線検出器１１と第２種放射線検出器１２などの検出器構成と、計測データに基づいた散乱線補正演算装置４０の機能にあるため、検出器とパケット情報生成装置１５間の接続回路や電源など電子回路の詳細、またシンチレータを検出器に用いる際に一般的に使用されるライトガイドや、半導体検出器から電気信号を取り出すための電極などの説明および図示は省略する。
【００１９】
撮像対象７から放出されたガンマ線は検出器ユニット１０内の第１種放射線検出器１１または第２種放射線検出器１２などで光電効果やコンプトン効果などに基づき、シンチレータ型検出器では光信号として光検出器１３で、半導体型検出器では電気信号として計測される。計測された信号は信号増幅装置１４によって増幅され、パケット情報生成装置１５により、検出器チャネル番号、計測エネルギー、計測時刻、検出器の種類などを付加されたパケット情報（List-Data）となり、データ処理装置３０へと送られる。データ処理装置３０では、まず信号弁別装置３０により第１種放射線検出器１１または第２種放射線検出器１２のどちらで検出された信号かを判定し、それぞれに対応した同時計数装置に送られる。すなわち、第１種放射線検出器１１の検出情報は第１同時計数装置３１に、第２種放射線検出器１２の検出情報は第２同時計数装置３２にそれぞれ送られ、検出器種類毎に予め指定された時間窓内のパケット情報を組み合わせて同時計数情報を生成する。この同時計数情報を検出器番号すなわち検出器位置の組合せにより定まるＬｉｎｅ  ｏｆ  Ｒｅｓｐｏｎｓｅ（ＬＯＲ）毎に計数することで、サイノグラムと呼ばれるＰＥＴ装置で一般的な計測データ記録フォーマットにて計測データが記録装置３５に記録される。ところで、第１種放射線検出器１１と第２種放射線検出器１２とではエネルギー分解能が異なる為、それぞれの検出器における最適なエネルギー窓は異なり、本実施例の場合は、第１放射線検出器１１では３５０-６５０keV、第２放射線検出器１２では４９０-５４０keVとなる。そのため、被写体7内で散乱したことによりエネルギーを落とした散乱ガンマ線の混入量は第２放射線検出器１２にて計測された第２種計測データの方が少なくなる。
【００２０】
散乱線補正演算装置４０では、第２種計測データの方が第１種計測データよりも散乱線混入量が低いことを利用して散乱線補正を行う。第２種放射線検出器１２は第１種放射線検出器１１に比較しエネルギー分解能が高く、より狭いエネルギー窓を設定している為、第２種計測データは第１種計測データよりも散乱線混入量が低い。そのため、Ｓｉｎｇｌｅ  Ｓｃａｔｔｅｒ  Ｓｉｍｕｌａｔｉｏｎ（ＳＳＳ）など一般的に知られている散乱線補正法で精度良く第２種計測データの散乱線補正が可能である。一方、このようにして得られた散乱線補正済み第２種計測データは、第２種放射線検出器１２の体積は第１種放射線検出器１１に比較して少ないこと、またエネルギー窓が狭いため感度が低いことなどから、散乱線は除去されているが統計誤差は大きい。この散乱補正済み第２種計測データを第１種計測データより減算することで、第１種計測データ内に含まれる散乱線分布が推定可能である（数式１）。数式１のαは第１種計測データと第２種計測データとの感度比を調整する係数である。ところで、図４のように第１種放射線検出器１１と第２種放射線検出器１２は位置が異なるためそれぞれの計測データが示すLORの位置ずれやLOR数には差異がある。しかし、散乱線分布は一般に空間的に滑らか分布となるため、線形近似などで位置調整を行うことが可能である。次に、数式１の様に求めた散乱線分布に対してローパスフィルタなどで統計ノイズを除去する。最後に統計ノイズ除去後の推定散乱線分布を第１種計測データより減算することで、第１種計測データ内に含まれる散乱線の補正が実施される（数式２）。数式２のｆはローパスフィルタのカーネルである。数式２の記号＊はconvolution（重畳）を意味する。第２種計測データは散乱線が少なくこのままでも使用可能なデータとなりうるが、これにローパスフィルタをかけると画像の空間分解能が低下してしまう。本実施例の方法では、分布が滑らかであると考えられる散乱線分布を先に推定し、推定後の散乱線分布にローパスフィルタをかけることで、統計誤差を抑制しつつ画像の分解能低下を防いでいる。この方法は例えば単一の検出器にて２つのエネルギー窓を設定して２種の計測データより散乱線補正を行う方法と同様に実施できるが、本発明では各エネルギー窓に対応する検出器の素材が異なるため、散乱線の少ないことが望まれる計測データにはエネルギー分解能の高い検出器、散乱線は多くとも感度の高い事が望まれる計測データには感度の高い検出器が使用可能となり、計測画像の精度向上が期待される。  
以上の様に補正された画像は記録装置３５に記録され、情報出力装置２１を介して表示装置２２にて表示される。尚、検出器ユニット１０内の第１放射線検出器１１と第２放射線検出器１２との配置は図４に限らず、図５や図６のように配置する事も可能である。また特に図５のように配置すると、第１放射線検出器１１が第２放射線検出器１２に対するコリメータの役割を果たすため、第２種計測データの散乱線混入量はより低下する。また、本実施例では第１放射線検出器１１にシンチレータ検出器を、第２放射線検出器１２に半導体検出器を用いたが、第２放射線検出器１２が第１放射線検出器１１よりもエネルギー分解能が高い組合せであれば検出器双方に半導体またはシンチレータを用いても構わない。
（数１）
sScatter=sSEW-α×sPEW
（数２）
sTrue=sSEW-sScatter＊f
【００２１】
尚、特許文献１(ＷＯ２００９／１５７５２６)では、有機シンチレータの時間分解能の高さを利用しているが（Time of Flight撮像）、本実施例では半導体の時間分解能が低いため、基本的にTOFを行わない。よって、特許文献１と本実施例には検出器を２種用いる事以外、共通点は無い。また、有機シンチレータはPETのガンマ線(511keV)の様な高いエネルギーのガンマ線に対する感度が一般に低く、有機と無機のシンチレータの信号を合算して一つの検出データとしている。また、この感度の低さから有機シンチレータ単体では本発明で用いる処理を公知例の構成に適用することも難しい。
【００２２】
上述した実施例のように、ガンマ線検出器として第１種放射線検出器および第１種放射線検出器よりもエネルギー計測精度の高い第２種放射線検出器の２種類の検出器を用い、第１種放射線検出器と第２種放射線検出器が略同一の範囲を計測するように配置され、前記第１種放射線検出器と前記第２種放射線検出器との信号間で同期計測は行わず独立して扱い、第２種放射線検出器によって計測された第２種計測データを元に、第１種放射線検出器によって計測された第１種計測データに含まれる散乱ガンマ線を除去する散乱線補正演算装置とを備えた核医学診断装置により、エネルギー分解能が十分ではないため混入してしまう散乱線ノイズを、用いた複数種の検出器のうち、第１種放射線検出器と第２種放射線検出器との信号間で同期計測は行わず独立して扱い、相対的にエネルギー分解能の高い検出器で計測された情報をもとに補正可能となる。本実施例では、従来エネルギー分解能が十分ではないため核医学診断装置に使用されなかった放射線検出器を、核医学診断装置に使用可能にする。
【００２３】
尚、第１種放射線検出器と第２種放射線検出器が略同一の範囲を計測するように配置する際の略同一の範囲は、エネルギー分解能が十分ではないため混入してしまう散乱線ノイズを、用いた複数種の検出器のうち、第１種放射線検出器と第２種放射線検出器との信号間で同期計測は行わず独立して扱い、相対的にエネルギー分解能の高い検出器で計測された情報をもとに補正するために必要な範囲であればよく、補正対象でない部分で計測対象が一致していなくとも補正対象部分で計測対象が一致していれば良い。
【００２４】
≪第２実施形態≫ 
本発明の第２実施形態について説明する。第２実施形態のシステム構成要素は第１実施形態と同一（図３）であるが、散乱線補正演算部４０での散乱線補正演算方法のみ異なり、以下の様になる。
【００２５】
散乱線補正演算装置４０では、第２種計測データの方が第１種計測データよりも散乱線混入量が低いことを利用して散乱線補正を行う。第２種放射線検出器１２は第１種放射線検出器１１に比較しエネルギー分解能が高く、より狭いエネルギー窓を設定している為、第２種計測データは第１種計測データよりも散乱線混入量が低い。ところで、Ｓｉｎｇｌｅ  Ｓｃａｔｔｅｒ  Ｓｉｍｕｌａｔｉｏｎ（ＳＳＳ）など一般的に知られているシミュレーションに基づく散乱線補正法では、計測画像を初期画像として、初期画像中の線源強度分布の各点からその強度に比例した量のガンマ線を計算上放出し、被写体内での散乱確率および散乱角をシミュレートすることで散乱線分布を推定する。しかし、初期画像には散乱線が混入しているため、実際の放射線強度分布とは異なる。そこで従来は前記シミュレーションを複数回反復的に実施し実際の放射線強度分布を推定している。本案では、この初期画像に散乱線混入の少ない第２種計測データを用いる。この様にすることで、シミュレーションの反復回数を従来より減らしても精度の高い散乱線補正が可能となる。一般に、シミュレーション演算は計算過程にて考慮する物理現象の範囲や、計算に用いる画像の解像度などにより精度や計算時間が決まる。精度向上のためには高い解像度でより細かな物理現象を組み込んだシミュレーションが必要となり、計算時間が長くなる。本実施例では前述のように、シミュレーションの反復回数を減らせるため、計算時間が同一でも、単回のシミュレーション精度の向上が可能である。
【００２６】
≪第３実施形態≫ 
本発明の第３実施形態について説明する。第３実施形態の陽電子放出断層撮影カメラ８（ＰＥＴカメラ）は、第１実施形態と概ね同一であるが、第２種放射線検出器１２で計測された第２種計測データの扱い、および散乱補正演算装置４０での散乱補正方法が異なる。
【００２７】
本実施例では第１種放射線検出器１１にBi4Ge3O12(ＢＧＯ)シンチレータを、第２種放射線検出器１２に第１種放射線検出器１１よりエネルギー分解能の高いカドミウムテルル(ＣｄＴｅ)半導体検出器を用いた。第１種放射線検出器１１にはLu2SiO5:Ce(ＬＳＯ)、LuYSiO5:Ce(ＬＹＳＯ)、Gd2SiO5:Ce(ＧＳＯ) 、PbWO4(ＰＷＯ)、LaBr3:Ce(ＬａＢｒ)などを用いる事も可能であり、第２種放射線検出器１２には、ガリウムヒ素（ＧａＡｓ）、沃化鉛（ＰｂＩ2）、臭化タリウム（ＴｌＢｒ）、カドミウムテルル亜鉛（ＣＺＴ）などを用いることも可能である。図２にＰＥＴシステム概要図を、図７にＰＥＴ装置８の構成要素の関連を示す。ＰＥＴシステム１はＰＥＴカメラ８、データ処理装置３、表示装置２２、寝台２０からなる。ＰＥＴカメラ８は、ガントリ６の周上に複数の検出器ユニット１０が配置され、信号弁別装置３０、第１同時計数装置３１、エネルギースペクトル生成装置３３、散乱フラクション推定装置３４、散乱線補正演算装置４０などからなり、寝台２０などでＰＥＴ装置８の視野Ｒ内の適当な位置に配置された撮像対象７を計測する。また、検出器ユニット１０は図４のように第１種放射線検出器１１と第２種放射線検出器１２が近接して設置され、加えて光検出器１３、信号増幅装置１４、パケット情報生成装置１５からなる。第１種放射線検出器１１と第２種放射線検出器１２の総体積は主計測となる第１放射線検出器を優先するため、第１放射線検出器の方が大きく、図４の例では４対１である。この総体積の比は第１種放射線検出器および第２種放射線検出器に用いる素材の測定対象ガンマ線に対する感度比を考慮し定められるため、本実施例の比によらず任意の比を用いることが可能である。本発明の主体は第１種放射線検出器１１と第２種放射線検出器１２などの検出器構成と、計測データに基づいた散乱線補正演算装置４０の機能にあるため、検出器とパケット情報生成装置１５間の接続回路や電源など電子回路の詳細、またシンチレータを検出器に用いる際に一般的に使用されるライトガイドや、半導体検出器から電気信号を取り出すための電極などの説明および図示は省略する。
【００２８】
撮像対象７から放出されたガンマ線は検出器ユニット１０内の第１種放射線検出器１１または第２種放射線検出器１２などで光電効果やコンプトン効果などに基づき、シンチレータ型検出器では光信号として光検出器１３で、半導体型検出器では電気信号として計測される。計測された信号は信号増幅装置１４によって増幅され、パケット情報生成装置１５により、検出器チャネル番号、計測エネルギー、計測時刻、検出器の種類などを付加されたパケット情報（List-Data）となり、データ処理装置３０へと送られる。データ処理装置３０では、まず信号弁別装置３０により第１種放射線検出器１１または第２種放射線検出器１２のどちらで検出された信号かを判定し、第１種放射線検出器１１のデータであれば第１同時計数装置３１に、第２種放射線検出器１２のデータであればエネルギースペクトル生成装置３３に送られる。第１同時計数装置３１では予め指定された時間窓内のパケット情報を組み合わせて同時計数情報を生成する。この同時計数情報を検出器番号すなわち検出器位置の組合せにより定まるＬｉｎｅ  ｏｆ  Ｒｅｓｐｏｎｓｅ（ＬＯＲ）毎に計数することで、サイノグラムと呼ばれるＰＥＴ装置で一般的な計測データ記録フォーマットにて計測データが記録装置３５に記録される。また、エネルギースペクトル生成装置３３では各第２種放射線検出器１２にて検出されたガンマ線のエネルギースペクトルを生成し、記録装置３５にて記録される。
【００２９】
ところで、計測された信号内の散乱線の混入割合すなわち散乱線フラクションは、被検体内の薬剤分布や被検体の物質密度分布(体格など)により変化するため、正確な散乱線補正のためには、撮像毎に補正すべき散乱線量を知ることが必要である。散乱体の無い点線源に対して予め第２放射線検出器１２にて実測したエネルギースペクトルを直達ガンマ線の応答特性とし、この応答特性から外れたデータは散乱線と考えられる。図９に点線源と散乱体があるファントムのエネルギースペクトルを示す。図９の２つのスペクトルを比較すると、全吸収ピーク近傍ではほぼ合致しているが、それ以外の範囲では分布に差がある。そこで、この差を散乱線混入分とし、散乱線混入量を全体の計数で割ったものを散乱フラクション（Ｓｃａｔｔｅｒ  Ｆｒａｃｔｉｏｎ：ＳＦ）とする。
【００３０】
散乱フラクション推定装置３４では、上述の方法でエネルギースペクトル生成装置３３にて生成したエネルギースペクトルから散乱フラクションを推定する。尚、この散乱フラクションの推定は、各第２放射線検出器１２について、単一の検出器について求めても、または近接する複数の検出器をまとめた上で求めてもよい。以上のようにして求めた第２種放射線検出器１２での散乱フラクションをもとに、第１種放射線検出器１１での同時計数によるＬＯＲ毎の散乱フラクションを求めるため、以下の処理を行う。まず、任意の第１種放射線検出器１１に近接した第２種放射線検出器１２の１つないし複数の平均散乱フラクションを算出し、それを当該第１種放射線検出器１１の散乱フラクションとする。その後、該ＬＯＲをなす第１種放射線検出器対（検出器Ａと検出器Ｂとする）のそれぞれの散乱フラクション、すなわち検出器Ａでの散乱フラクションSFAと検出器Ｂでの散乱フラクションSFBをもとに数式３を用いて該LORのSFLORを求める。
（数３）
SFLOR= 1-(1- SFA)(1- SFB) = SFA + SFB - SFA x SFB
【００３１】
散乱線補正演算装置４０では、前記SFLORを第１種計測データの各ＬＯＲで計測されたカウント数にかけることで、除去すべき散乱線カウント数を求め、減算することにより補正を行う。尚、散乱線補正演算装置４０の処理としては上記によらず、Ｓｉｎｇｌｅ  Ｓｃａｔｔｅｒ  Ｓｉｍｕｌａｔｉｏｎ（ＳＳＳ）などのシミュレーション散乱補正において、推定した散乱線分布を第１種計測データより減算する際に、計測サイノグラムの撮像対象周辺部のプロファイルと推定散乱線分布のプロファイルとが合致するように散乱線分布の強度を調整するＴａｉｌ−Ｆｉｔｔｉｎｇの代わりに、前記SFLORから推定された除去すべき散乱線カウントと推定散乱線分布のカウントが合致するように調整することも可能である。
【００３２】
以上の様に補正された画像は記録装置３５に記録され、情報出力装置２１を介して表示装置２２にて表示される。尚、検出器ユニット１０内の第１放射線検出器１１と第２放射線検出器１２との配置は図４に限らず、図６や図８のように配置する事も可能である。また、本実施例では第１放射線検出器１１にシンチレータ検出器を、第２放射線検出器１２に半導体検出器を用いたが、第２放射線検出器１２が第１放射線検出器１１よりもエネルギー分解能が高く、かつ第２放射線検出器１２のエネルギースペクトルの安定性が高いような組合せであれば検出器双方に半導体またはシンチレータを用いても構わない。
【００３３】
≪第４実施形態≫
本発明の第４実施形態について説明する。第４実施形態のシステム構成要素は第３実施形態と概ね同一（図１０）であるが、散乱線補正演算部４０の代わりに最尤推定画像再構成装置４１を用いる。
【００３４】
第３実施形態と同様に、散乱フラクション推定装置３４ではエネルギースペクトル生成装置３３にて生成したエネルギースペクトルから散乱フラクションを推定する。尚、この散乱フラクションの推定までは第３実施形態と同一である。求めた第２種放射線検出器１２での散乱フラクションをもとに、第１種放射線検出器１１での同時計数によるＬＯＲ毎の散乱フラクションを求めるため、以下の処理を行う。まず、任意の第１種放射線検出器１１に近接した第２種放射線検出器１２の１つないし複数の平均散乱フラクションを算出し、それを当該第１種放射線検出器１１の散乱フラクションとする。その後、該ＬＯＲをなす第１種放射線検出器対（検出器Ａと検出器Ｂとする）のそれぞれの散乱フラクション、すなわち検出器Ａでの散乱フラクションSFAと検出器Ｂでの散乱フラクションSFBをもとに数式３を用いて該LORのSFLORを求める。最尤推定画像再構成装置４１では、第１種計測データの各ＬＯＲの計数のうち、(1-SFLOR)が真同時計数であるとして重みづけを行い、最尤推定画像再構成を行う。この方法に対して、本実施例では複数種類の放射線検出器を用い、エネルギー分解能に優れた第２種放射線検出器１２により計測されたエネルギースペクトルを用いている。前述のように、ＰＥＴ装置に適した放射線検出器としては、感度、時間分解能、エネルギー分解能がそれぞれ高いレベルで求められるような検出器を用いることを想定しているが、本発明では、前述の３つの主要な性能のうち１つないし２つを満足するものの組み合わせでも実施可能であり、安価な検出器をも用いたＰＥＴ装置が実現可能になるばかりではなく、従来では適用候補から外れていた検出器の利用が可能となる。
【００３５】
<<第５実施形態>> 
以下、本発明の一実施の形態であるヨウ化ナトリウム（ＮａＩ）シンチレータを第１種放射線検出器１１に、第１種放射線検出器１１よりエネルギー分解能の高いカドミウムテルル(ＣｄＴｅ)半導体検出器を第２種放射線検出器１２に用いた単一光子放出断層撮影装置９（ＳＰＥＣＴ装置）について、適宜図面を参照しながら説明する。本実施例では第１種放射線検出器１１にはＮａＩを用いたが、第１実施例にて述べたような他のシンチレータを用いる事も可能である。また、第２種放射線検出器１２には、ガリウムヒ素（ＧａＡｓ）、沃化鉛（ＰｂＩ2）、臭化タリウム（ＴｌＢｒ）、カドミウムテルル亜鉛（ＣＺＴ）などを用いることも可能である。図２にシステム概要図を、図１１にＳＰＥＣＴ装置９の構成要素の関連を示す。ＳＰＥＣＴシステム１は核医学カメラ２（本例ではＳＰＥＣＴカメラ９）、データ処理装置３、表示装置２２、寝台２０からなる。ＳＰＥＣＴカメラ９には単一または複数の検出器ヘッド１６備わり、図示しないが回転機構により検出器ヘッド１６が撮像視野Ｒの周上を１８０度または３６０度回転する。尚、この回転角度は角度方向の分解能の要求によって決まる為、任意である。データ処理装置３は信号弁別装置３０、第１計数装置３８、第２計数装置３９、散乱線補正演算装置４０などからなり、寝台２０などでＳＰＥＣＴ装置９の視野Ｒ内の適当な位置に配置された撮像対象７を計測する。また、検出器ヘッド１６は図４のように第１種放射線検出器１１と第２種放射線検出器１２が近接して設置され、加えて光検出器１３、信号増幅装置１４、パケット情報生成装置１５、コリメータ１７からなる。第１種放射線検出器１１と第２種放射線検出器１２の総体積は主計測となる第１放射線検出器を優先するため、第１放射線検出器の方が大きく、図４の例では４対１である。ただし、この総体積の比は第１種放射線検出器および第２種放射線検出器に用いる素材の測定対象ガンマ線に対する感度比を考慮し定められるため、本実施例の比によらず任意の比を用いることが可能であり、第２放射線検出器１２の方が第１放射線検出器１１より総体積比が大きくとも構わない。本発明の主体は第１種放射線検出器１１と第２種放射線検出器１２などの検出器構成と、計測データに基づいた散乱線補正演算装置４０の機能にあるため、検出器とパケット情報生成装置１５間の接続回路や電源など電子回路の詳細、またシンチレータを検出器に用いる際に一般的に使用されるライトガイドや、半導体検出器から電気信号を取り出すための電極などの説明および図示は省略する。
【００３６】
撮像対象７から放出されたガンマ線は検出器ヘッド１６内の第１種放射線検出器１１または第２種放射線検出器１２などで光電効果やコンプトン効果などに基づき、シンチレータ型検出器では光信号として光検出器１３で、半導体型検出器では電気信号として計測される。計測された信号は信号増幅装置１４によって増幅され、パケット情報生成装置１５により、検出器チャネル番号、計測エネルギー、計測時刻、検出器の種類、検出器ヘッドの回転角度や回転半径などを付加されたパケット情報（List-Data）となり、データ処理装置３０へと送られる。データ処理装置３０では、まず信号弁別装置３０により第１種放射線検出器１１または第２種放射線検出器１２のどちらで検出された信号かを判定し、それぞれに対応した計数装置に送られる。すなわち、第１種放射線検出器１１の検出情報は第１計数装置３８に、第２種放射線検出器１２の検出情報は第２計数装置３９にそれぞれ送られる。第１計数装置３８および第２計数装置３９では検出器番号すなわち検出器位置と検出器ヘッドの回転角度や回転半径ごとに投影データとして記録装置３５に記録される。この投影データは検出器ヘッドの回転角度や回転半径の組合せにより定まるＬｉｎｅ  ｏｆ  Ｒｅｓｐｏｎｓｅ（ＬＯＲ）毎に編集することで、サイノグラムと呼ばれるＰＥＴやＳＰＥＣＴ装置で一般的な計測データ記録フォーマットに変換して記録しても構わない。ところで、第１種放射線検出器１１と第２種放射線検出器１２とではエネルギー分解能が異なる為、それぞれの検出器における最適なエネルギー窓は異なる。本実施例にて例えば99mＴｃを撮像する場合は、第１放射線検出器１１では１２０-１７０keV、第２放射線検出器１２では１３０-１６０keVのようになる。そのため、被写体7内で散乱したことによりエネルギーを落とした散乱ガンマ線の混入量は第２放射線検出器１２にて計測された第２種計測データの方が少なくなる。
【００３７】
散乱線補正演算装置４０では、第２種計測データの方が第１種計測データよりも散乱線混入量が低いことを利用して散乱線補正を行う。第２種放射線検出器１２は第１種放射線検出器１１に比較しエネルギー分解能が高く、より狭いエネルギー窓を設定している為、第２種計測データは第１種計測データよりも散乱線混入量が低い。この第２種計測データを第１種計測データより減算することで、第１種計測データ内に含まれる散乱線分布が推定可能である（数式１）。数式１のαは第１種計測データと第２種計測データとの感度比を調整する係数である。図１２のように第１種放射線検出器１１と第２種放射線検出器１２は位置が異なるためそれぞれの計測データが示すLORの位置ずれやLOR数には差異がある。しかし、散乱線分布は一般に空間的に滑らか分布となること、検出器ヘッドが回転することなどから線形近似などで位置調整を行うことが可能である。次に、数式１の様に求めた散乱線分布に対してローパスフィルタなどで統計ノイズを除去する。最後に統計ノイズ除去後の推定散乱線分布を第１種計測データより減算することで、第１種計測データ内に含まれる散乱線の補正が実施される（数式２）。数式２のｆはローパスフィルタのカーネルである。第２種計測データは散乱線が少なくこのままでも使用可能なデータとなりうるが、これにローパスフィルタをかけると画像の空間分解能が低下してしまう。本実施例の方法では、分布が滑らかであると考えられる散乱線分布を先に推定し、推定後の散乱線分布にローパスフィルタをかけることで、統計誤差を抑制しつつ画像の分解能低下を防いでいる。この方法は例えば、ＰＥＴにて単一の検出器にて２つのエネルギー窓を設定して２種の計測データより散乱線補正を行う方法と同様に実施できるが、本発明では各エネルギー窓に対応する検出器の素材が異なるため、散乱線の少ないことが望まれる計測データにはエネルギー分解能の高い検出器、散乱線は多くとも感度の高い事が望まれる計測データには感度の高い検出器が使用可能となり、計測画像の精度向上が期待される。  
以上の様に補正された画像は記録装置３５に記録され、情報出力装置２１を介して表示装置２２にて表示される。尚、検出器ヘッド１６内の第１放射線検出器１１と第２放射線検出器１２との配置は図１２に限らず、検出器ヘッド１６が複数ある場合は図１３と図１４のように第１種放射線検出器および第２種放射線検出器のみからなる検出器ヘッドを任意の比率で組み合わせること、すなわち例えば検出器ヘッドが２つのＳＰＥＣＴカメラの場合、片方は図１３、他方は図１４のようにすることも可能である。また、本実施例では第１放射線検出器１１にシンチレータ検出器を、第２放射線検出器１２に半導体検出器を用いたが、第２放射線検出器１２が第１放射線検出器１１よりもエネルギー分解能が高い組合せであれば検出器双方に半導体またはシンチレータを用いても構わない。コリメータについても本実施例で図示したような平行コリメータに限らず、ファンビームやピンホール、マルチピンホールなどのコリメータ形状でも構わない。さらに、本実施例では回転撮像としたが、検出器を揺らすように動かすことや、平行移動させるなどの撮像方法でも構わない。
【００３８】
<<第６実施形態>>
本発明の第６実施形態について説明する。第６実施形態のシステム構成要素は第５実施形態と同一（図１１）であるが、散乱線補正演算部４０での散乱線補正演算方法のみ異なり、以下の様になる。
【００３９】
散乱線補正演算装置４０では、第２種計測データの方が第１種計測データよりも散乱線混入量が低いことを利用して散乱線補正を行う。第２種放射線検出器１２は第１種放射線検出器１１に比較しエネルギー分解能が高く、より狭いエネルギー窓を設定している為、第２種計測データは第１種計測データよりも散乱線混入量が低い。ところで、Ｓｉｎｇｌｅ  Ｓｃａｔｔｅｒ  Ｓｉｍｕｌａｔｉｏｎ（ＳＳＳ）など一般的に知られているシミュレーションに基づく散乱線補正法では、計測画像を初期画像として、初期画像中の線源強度分布の各点からその強度に比例した量のガンマ線を計算上放出し、被写体内での散乱確率および散乱角をシミュレートすることで散乱線分布を推定する。しかし、初期画像には散乱線が混入しているため、実際の放射線強度分布とは異なる。そこで従来は前記シミュレーションを複数回反復的に実施し実際の放射線強度分布を推定している。本案では、この初期画像に散乱線混入の少ない第２種計測データを用いる。この様にすることで、シミュレーションの反復回数を従来より減らしても精度の高い散乱線補正が可能となる。一般に、シミュレーション演算は計算過程にて考慮する物理現象の範囲や、計算に用いる画像の解像度などにより精度や計算時間が決まる。精度向上のためには高い解像度でより細かな物理現象を組み込んだシミュレーションが必要となり、計算時間が長くなる。本実施例では前述のように、シミュレーションの反復回数を減らせるため、計算時間が同一でも、単回のシミュレーション精度の向上が可能である。
【００４０】
<<第７実施形態>>
本発明の第７実施形態について説明する。第７実施形態の単一光子放出断層撮影カメラ９（ＳＰＥＣＴカメラ）は、第５実施形態と概ね同一であるが、第２種放射線検出器１２で計測された第２種計測データの扱い、および散乱補正演算装置４０での散乱補正方法が異なり、図１５のようになる。
【００４１】
第１種放射線検出器１１にヨウ化ナトリウム（ＮａＩ）シンチレータを、第１種放射線検出器１１よりエネルギー分解能の高い第２種放射線検出器１２にカドミウムテルル(ＣｄＴｅ)半導体検出器を用いた。本実施例では第１種放射線検出器１１にはＮａＩを用いたが、第１実施例にて述べたような他のシンチレータを用いる事も可能である。また、第２種放射線検出器１２には、ガリウムヒ素（ＧａＡｓ）、沃化鉛（ＰｂＩ2）、臭化タリウム（ＴｌＢｒ）、カドミウムテルル亜鉛（ＣＺＴ）などを用いることも可能である。図２にシステム概要図を、図１５にＳＰＥＣＴ装置９の構成要素の関連を示す。ＳＰＥＣＴシステム１は核医学カメラ２（本例ではＳＰＥＣＴカメラ９）、データ処理装置３、表示装置２２、寝台２０からなる。ＳＰＥＣＴカメラ９には単一または複数の検出器ヘッド１６備わり、図示しないが回転機構により検出器ヘッド１６が撮像視野Ｒの周上を１８０度または３６０度回転する。尚、この回転角度は角度方向の分解能の要求によって決まる為、任意である。データ処理装置３は信号弁別装置３０、第１計数装置３８、第２計数装置３９、散乱線補正演算装置４０などからなり、寝台２０などでＳＰＥＣＴ装置９の視野Ｒ内の適当な位置に配置された撮像対象７を計測する。また、検出器ヘッド１６は図４のように第１種放射線検出器１１と第２種放射線検出器１２が近接して設置され、加えて光検出器１３、信号増幅装置１４、パケット情報生成装置１５、コリメータ１７からなる。第１種放射線検出器１１と第２種放射線検出器１２の総体積は主計測となる第１放射線検出器を優先するため、第１放射線検出器の方が大きく、図４の例では４対１である。ただし、この総体積の比は第１種放射線検出器および第２種放射線検出器に用いる素材の測定対象ガンマ線に対する感度比を考慮し定められるため、本実施例の比によらず任意の比を用いることが可能であり、第２放射線検出器１２の方が第１放射線検出器１１より総体積比が大きくとも構わない。本発明の主体は第１種放射線検出器１１と第２種放射線検出器１２などの検出器構成と、計測データに基づいた散乱線補正演算装置４０の機能にあるため、検出器とパケット情報生成装置１５間の接続回路や電源など電子回路の詳細、またシンチレータを検出器に用いる際に一般的に使用されるライトガイドや、半導体検出器から電気信号を取り出すための電極などの説明および図示は省略する。
【００４２】
撮像対象７から放出されたガンマ線は検出器ヘッド１６内の第１種放射線検出器１１または第２種放射線検出器１２などで光電効果やコンプトン効果などに基づき、シンチレータ型検出器では光信号として光検出器１３で、半導体型検出器では電気信号として計測される。計測された信号は信号増幅装置１４によって増幅され、パケット情報生成装置１５により、検出器チャネル番号、計測エネルギー、計測時刻、検出器の種類、検出器ヘッドの回転角度や回転半径などを付加されたパケット情報（List-Data）となり、データ処理装置３０へと送られる。データ処理装置３０では、まず信号弁別装置３０により第１種放射線検出器１１または第２種放射線検出器１２のどちらで検出された信号かを判定し、第１種放射線検出器１１のデータであれば第１計数装置３８に、第２種放射線検出器１２のデータであればエネルギースペクトル生成装置３３に送られる。第１計数装置３８では検出器番号すなわち検出器位置と検出器ヘッドの回転角度や回転半径ごとに投影データとして記録装置３５に記録される。この投影データは検出器ヘッドの回転角度や回転半径の組合せにより定まるＬｉｎｅ  ｏｆ  Ｒｅｓｐｏｎｓｅ（ＬＯＲ）毎に編集することで、サイノグラムと呼ばれるＰＥＴやＳＰＥＣＴ装置で一般的な計測データ記録フォーマットに変換して記録しても構わない。また、エネルギースペクトル生成装置３３では各第２種放射線検出器１２にて検出されたガンマ線のエネルギースペクトルを生成し、記録装置３５にて記録される。
【００４３】
以上の計測データをもとに、散乱線補正演算装置４０にて散乱線補正を行うが、その方法は第３実施形態と同一である。すなわち、まず散乱フラクション推定装置３４にて散乱体の無い点線源に対して予め第２放射線検出器１２にてあらかじめ計測したエネルギースペクトルと、被写体７の撮像時に上述の方法でエネルギースペクトル生成装置３３にて生成されたエネルギースペクトルとの比較を行うことで散乱フラクションを求める。尚、この散乱フラクションの推定は、各第２放射線検出器１２について、単一の検出器について求めても、または近接する複数の検出器をまとめた上で求めてもよい。その後、任意の第１種放射線検出器１１に近接した第２種放射線検出器１２の１つないし複数の平均散乱フラクションを算出し、それを当該第１種放射線検出器１１の推定散乱フラクションＳＦESTとする。
【００４４】
散乱線補正演算装置４０では、前記ＳＦESTを第１種計測データの記録単位（チャネルまたはＬＯＲ）で計測されたカウント数にかけることで、除去すべき散乱線カウント数を求め、減算することにより補正を行う。尚、散乱線補正演算装置４０の処理としては上記によらず、Ｓｉｎｇｌｅ  Ｓｃａｔｔｅｒ  Ｓｉｍｕｌａｔｉｏｎ（ＳＳＳ）などのシミュレーション散乱補正において、推定した散乱線分布を第１種計測データより減算する際に、計測サイノグラムの撮像対象周辺部のプロファイルと推定散乱線分布のプロファイルとが合致するように散乱線分布の強度を調整するＴａｉｌ−Ｆｉｔｔｉｎｇの代わりに、前記ＳＦESTから推定された除去すべき散乱線カウントと推定散乱線分布のカウントが合致するように調整することも可能である。
【００４５】
以上の様に補正された画像は記録装置３５に記録され、情報出力装置２１を介して表示装置２２にて表示される。尚、検出器ヘッド１６内の第１放射線検出器１１と第２放射線検出器１２との配置は図１２に限らず、検出器ヘッド１６が複数ある場合は図１３と図１４のように第１種放射線検出器および第２種放射線検出器のみからなる検出器ヘッドを任意の比率で組み合わせること、すなわち例えば検出器ヘッドが２つのＳＰＥＣＴカメラの場合、片方は図１３、他方は図１４のようにすることも可能である。また、本実施例では第１放射線検出器１１にシンチレータ検出器を、第２放射線検出器１２に半導体検出器を用いたが、第２放射線検出器１２が第１放射線検出器１１よりもエネルギー分解能が高い組合せであれば検出器双方に半導体またはシンチレータを用いても構わない。コリメータについても本実施例で図示したような平行コリメータに限らず、ファンビームやピンホール、マルチピンホールなどのコリメータ形状でも構わない。さらに、本実施例では回転撮像としたが、検出器を揺らすように動かすことや、平行移動させるなどの撮像方法でも構わない。
【００４６】
<<第８実施形態>>
本発明の第８実施形態について説明する。第８実施形態のシステム構成要素は第３実施形態と概ね同一（図１６）であるが、散乱線補正演算部４０の代わりに最尤推定画像再構成装置４１を用いる。本実施例では第７実施形態と同様に、散乱フラクション推定装置３４ではエネルギースペクトル生成装置３３にて生成したエネルギースペクトルから散乱フラクションを推定する。この散乱フラクションの推定、すなわち第１種計測データの記録単位（チャネルまたはＬＯＲ）の推定散乱フラクションＳＦESTを求めるところまでは第７実施形態と同一である。
【００４７】
求めた推定散乱フラクションＳＦESTをもとに、最尤推定画像再構成装置４１では、第１種計測データの記録単位（チャネルまたはＬＯＲ）の計数のうち、(1-ＳＦEST)が真の計数であるとして重みづけを行い、最尤推定画像再構成を行う。この方法は、ＰＥＴ用の方法をＳＰＥＣＴ画像再構成に応用することで実現可能である。最尤推定画像再構成の方法に対して、本実施例では複数種類の放射線検出器を用い、エネルギー分解能に優れた第２種放射線検出器１２により計測されたエネルギースペクトルを用いている。前述のように、ＳＰＥＣＴ装置に適した放射線検出器としては、感度とエネルギー分解能がそれぞれ高いレベルで求められるが、本発明では、前述の２つの主要な性能のうち１つないし２つを満足するものの組み合わせでも実施可能であり、安価な検出器をも用いたＳＰＥＣＴ装置が実現可能になるばかりではなく、従来では適用候補から外れていた検出器の利用が可能となる。
【００４８】
なお、本発明は上記した実施例に限定されるものではなく、様々な変形例が含まれる。例えば、上記した実施例は本発明を分かりやすく説明するために詳細に説明したものであり、必ずしも説明した全ての構成を備えるものに限定されるものではない。また、ある実施例の構成の一部を他の実施例の構成に置き換えることが可能であり、また、ある実施例の構成に他の実施例の構成を加えることも可能である。また、各実施例の構成の一部について、他の構成の追加・削除・置換をすることが可能である。
また、上記の各構成、機能、処理部、処理手段等は、それらの一部又は全部を、例えば集積回路で設計する等によりハードウェアで実現してもよい。また、上記の各構成、機能等は、コンピュータのプロセッサがそれぞれの機能を実現するプログラムを解釈し、実行することによりソフトウェアで実現してもよい。各機能を実現するプログラム、テーブル、ファイル、測定情報、算出情報等の情報は、メモリや、ハードディスク、ＳＳＤ（Solid State Drive）等の記録装置、または、ＩＣカード、ＳＤカード、ＤＶＤ等の記録媒体に置くことができる。よって、各処理、各構成は、処理部、処理ユニット、プログラムモジュールなどとして各機能を実現可能である。
また、制御線や情報線は説明上必要と考えられるものを示しており、製品上必ずしも全ての制御線や情報線を示しているとは限らない。実際には殆ど全ての構成が相互に接続されていると考えてもよい。
【符号の説明】
【００４９】
１    核医学撮像システム  
２    核医学カメラ  
３    データ処理装置  
４    散乱線補正演算装置  
５    撮像対象  
６    ガントリ
７    撮像対象
８    陽電子放出断層撮像カメラ(ＰＥＴカメラ)
９    単一光子放出断層撮像カメラ(ＳＰＥＣＴカメラ)
１０  検出器ユニット
１１  第１種放射線検出器
１２  第２種放射線検出器
１３  光検出器
１４  信号増幅装置
１５  パケット情報生成装置
１６  検出器ヘッド
１７  コリメータ
２０  寝台
２１  情報出力装置
２２  表示装置
２３  ガンマ線
２４  放射線検出器
３０  信号弁別装置
３１  第1同時計数装置
３２  第２同時計数装置
３３  エネルギースペクトル生成装置
３４  散乱フラクション推定装置
３５  記憶装置
３６  第１計測画像作成装置
３７  第２計測画像作成装置
３８  第1計数装置
３９  第２計数装置
４０  散乱線補正演算装置
４１  最尤推定画像再構成装置
【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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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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