(57)【要約】【課題】従来の製作精度の検出器およびコリメータを用いても、コリメータの位置ずれに対してロバスト（安定）な放射線撮像装置およびそれを用いた核医学診断装置を提供することを課題とする。【解決手段】貫通穴２７は、垂直方向から平面視して、一つまたは複数のピクセルが配列されるようにサイズが設定され、セプタ２８は、垂直方向から平面視して、検出器同士の間の境界線からはずらして配置され、さらに、セプタ２８は、垂直方向から平面視して、検出器同士の境界線とは直交するように配置され、垂直方向から平面視した貫通穴２７の頂点は、検出器同士の境界線からはずらして配置され、垂直方向から平面視した検出器２１の頂点は、貫通穴２７から見通せるように配置されることで、検出器２１ごとに放射線の入射位置情報を得ることを特徴とする。【選択図】図１
2011106887.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
検出器が平面としての広がりを持って配列されて各検出器がそれぞれピクセルを構成するピクセル型の検出器群と、
前記検出器群からの検出信号を読み出す放射線計測回路と、
セプタで仕切られ、前記平面に対して垂直方向に伸びる貫通穴が複数配列されたコリメータとを有する放射線撮像装置において、
前記貫通穴は、前記垂直方向から平面視して、一つまたは複数の前記ピクセルが配列されるようにサイズが設定され、
前記セプタは、前記垂直方向から平面視して、前記検出器同士の間の境界線からはずらして配置され、
さらに、前記セプタは、前記垂直方向から平面視して、前記検出器同士の境界線とは直交するように配置され、
前記垂直方向から平面視した前記貫通穴の頂点は、前記検出器同士の境界線からはずらして配置され、
前記垂直方向から平面視した前記検出器の頂点は、前記貫通穴から見通せるように配置されることで、
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。
【請求項２】
請求項１に記載の放射線撮像装置において、
前記コリメータの高さをｌ、前記コリメータと前記検出器間の距離をΔｌ、前記セプタの厚さをｔ、前記貫通穴の最大幅をＬ、前記検出器と検出器の間に不感領域の幅をＴとして、
前記垂直方向から平面視した前記セプタと前記検出器同士の境界線とを結ぶ任意の線の長さが常にＬΔｌ／ｌ＋（Ｔ−ｔ）／２以上であり、
前記垂直方向から平面視した前記セプタが前記検出器同士の境界線と直交するときは、前記長さは任意でよく、
前記垂直方向から平面視した前記貫通穴の頂点から前記検出器同士の境界線に下ろした線の長さが常にＬΔｌ／ｌ＋（Ｔ−ｔ）／２以上であり、
前記垂直方向から平面視した前記検出器の頂点から前記セプタに下ろした線の長さが常にＬΔｌ／ｌ＋（Ｔ−ｔ）／２以上である
ことを特徴とする放射線撮像装置。
【請求項３】
請求項２に記載の放射線撮像装置を有する核医学診断装置において、
前記検出器からの検出信号を得て、
画像情報を生成する断層像情報作成装置を有する
ことを特徴とする核医学診断装置。
【請求項４】
請求項１または２に記載の放射線撮像装置を有する核医学診断装置において、
前記貫通穴は矩形であり、前記貫通穴の最大幅をＬとして、
前記垂直方向から平面視した前記セプタの頂点が前記検出器の中心から（ｄ＋ｔ−Ｔ）／２−ＬΔｌ／ｌ以内に配置されていることを特徴とする放射線撮像装置と、
前記検出器からの検出信号を得て、
応答関数を用いて画像情報を生成する断層像情報作成装置を有する
ことを特徴とする核医学診断装置。
【請求項５】
請求項１または２に記載の放射線撮像装置を有する核医学診断装置において、
前記垂直方向から平面視した前記セプタの頂点が前記検出器の中心に配置されていることを特徴とする放射線撮像装置と、
前記検出器からの検出信号を得て、
応答関数を用いて画像情報を生成する断層像情報作成装置を有する
ことを特徴とする核医学診断装置。
【請求項６】
請求項１または２に記載の放射線撮像装置を有する核医学診断装置において、
前記貫通穴は矩形であり、
前記垂直方向から平面視した前記セプタの頂点が前記検出器の中心に配置されていることを特徴とする放射線撮像装置と、
前記検出器からの検出信号を得て、
応答関数を用いて画像情報を生成する断層像情報作成装置を有する
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、ピクセル型の計測体系を持ち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。
【背景技術】
【０００２】
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装置（以下、ＳＰＥＣＴ(Single Photon Emission Computed Tomography)装置と称する）がある。このＳＰＥＣＴ装置は、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。
【０００３】
これまでのＳＰＥＣＴ装置に使用されている放射線検出器は、一枚の大きな結晶からなるシンチレータと複数の光電子増倍管とを組み合わせたものが主流である。また、このＳＰＥＣＴ装置は放射線の位置決定を複数の光電子増倍管の出力信号から重心演算により行う。
しかしながら、この方法では分解能１０ｍｍ程度が限界であり、臨床現場で用いるには不十分であるため、より高い分解能を持つＳＰＥＣＴ装置が求められている。
【０００４】
近年、より高い分解能をもつものとして、ピクセル型の放射線検出器（以下、検出器と称する）が開発されてきている。ピクセル型の検出器には、シンチレータとフォトダイオードで構成されたものや、放射線を電気信号に変換する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。また、ピクセルサイズが１，２ｍｍ程度のピクセル型検出器も開発され、分解能は１０ｍｍ以下を達成し、大幅に改善されてきた。
【０００５】
一方、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（最尤推定期待値最大化法（ＭＬＥＭ法：Maximum Likelihood Expectation Maximization法）、サブセット化による期待値最大化法（ＯＳＥＭ法：Ordered Subset Expectation Maximization法））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。この方法により、コリメータ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画像を再構成することができ、より正確な画像を提供することができる。
【０００６】
なお、以下のピクセル型の検出器の説明において、「検出器」と「検出器群」という用語を用いるが、検出器は任意の形状の１ピクセルを構成するものをいい、検出器群は検出器が配列された集合体をいうものとする。
【０００７】
一般に、検出器の形状は矩形であり、放射線入射側から検出器群を見ると長方形が稠密に詰まった構成となっている。
検出器群をなす全ての検出器において、感度を一様にするために、コリメータの貫通穴と検出器とが、一対一対応となるように配置されることが多い。また扱いやすさの点から、検出器の形状に合わせて、コリメータの貫通穴の形状も矩形であるのが一般的である。
ここで、検出器が矩形であるとき、１つの検出器は４つの面で隣の検出器と接している。この隣の検出器と接している面を「検出器同士の境界面」と定義するものとする。また、検出器の入射面に対して垂直方向から平面視した際の検出器同士の境界面を「検出器同士の間の境界線」と定義するものとする。
従来のＳＰＥＣＴ装置では、検出器の入射面に対して垂直方向から平面視した際、この検出器同士の間の境界線上にコリメータのセプタがくるように配置される。
【０００８】
一方で、コリメータと検出器の位置がずれると、モアレが生じるという問題が知られている。この課題を解決するために、コリメータを回転させた構成が開示されている（特許文献１）。これらの構成では、コリメータが所定の位置からずれても、検出器上を横切るセプタの面積が一定に保たれることにより、モアレを低減し均一化することができる。
【０００９】
現在、高空間分解能かつ高感度であるＳＰＥＣＴ装置が、臨床において求められている。分解能や感度を決定する要因としては、放射線源と検出器との距離、セプタの厚さ、放射線のエネルギ、散乱、吸収等多くの要因がある。
これらの要因のうち、コリメータのセプタの高さとコリメータの貫通穴の大きさが、分解能と感度の決定に大きく関与する。
すなわち、高分解能を得るためには、検出器に入射する放射線の到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、ＬＥＨＲ(Low Energy High Resolution)コリメータが知られている。しかし、この制限によって、感度が犠牲になる。
一方、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する必要がある。このようなコリメータとして、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、貫通穴のサイズを大きくすることによって、分解能が悪化する。
【００１０】
このように、従来のＳＰＥＣＴ装置では、高分解能と高感度が両立しないため、用途に応じてコリメータを入れ替える必要があり、臨床現場の負担となる。
そこで、感度と分解能を両立するＳＰＥＣＴ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、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、貫通穴と検出器とが一対一対応である従来のＳＰＥＣＴ装置よりも、高い分解能が得られることが実証されている（特許文献２、非特許文献１）。
【先行技術文献】
【特許文献】
【００１１】
【特許文献１】特許第３９２８６４７号
【特許文献２】国際公開第２００８／０４６９７１号
【非特許文献】
【００１２】
【非特許文献１】C. Robert et al. (2008) 2008 IEEE Nuclear Science Symposium Conference Record Vol6 pp.4246-4251
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１３】
ＳＰＥＣＴ装置において感度ムラやアーチファクトのない一様な画像を得るためには、コリメータの形状が一様性であること、および、コリメータと検出器との位置合わせを正しく行うことが重要である。
また、一つの貫通穴に複数の検出器が含まれ検出器の入射面に対して垂直方向から平面視した際、この検出器同士の間の境界線上にコリメータのセプタがくるように配置される構成が含まれるＳＰＥＣＴ装置は、貫通穴と検出器とが一対一対応である従来機に比べて、コリメータの製作精度、位置合わせにおいて、より高い精度が求められる。その理由は以下の通りである。
【００１４】
一つの貫通穴に複数の検出器が含まれ、検出器の入射面に対して垂直方向から平面視した際、この検出器同士の間の境界線上にセプタを配置する構成においては、コリメータの位置ずれによる影響がより深刻である。コリメータがずれると、モアレによる大局的な感度ムラに加えて、筋状の周期的なパターンが現れる。これは、コリメータのずれにより、ある検出器上にセプタが配置され、ある検出器上にはセプタが配置されない、という配置になるためである。したがって、コリメータがずれると、周期的な筋状の感度ムラが生じる。なお、この周期的な筋状の感度ムラは、セプタと検出器との位置関係で決まるので、周期は数ピクセル程度である。
【００１５】
筋状の感度ムラのある画像を用いて再構成すると、リングアーチファクトが生じることが知られている。短周期の感度ムラは短周期のアーチファクトを生む。このとき、断層像の細かい構造が失われ、画質が大幅に劣化する。
したがって、一つの矩形貫通穴に複数の検出器が含まれるＳＰＥＣＴ装置においては、より厳密なコリメータの位置合わせが求められる。しかし、現在のコリメータ製作精度および位置合わせ方法では、アーチファクトを完全に防ぐことは難しい。
なお、この現象は、貫通穴と検出器とが一対一対応である従来のＳＰＥＣＴ装置では起こらない。コリメータがずれても、局所的には全ての検出器とセプタの位置関係が同一であるためである。
【００１６】
また、ＳＰＥＣＴ装置に用いられるコリメータは、通常、鉛で製作されるが、鉛は比較的軟らかく変形しやすい性質を備えるため十分な製作精度を維持することは困難である。
また、コリメータの面積が大きいと、鉛自身の重量でコリメータがたわんでしまう。
加えて、ＳＰＥＣＴ装置は撮像時に、検出器とコリメータを内蔵するカメラを回転するなど複雑な動きをさせる。その際、コリメータが所定の位置からずれてしまうという問題もある。
【００１７】
一方、点線源で応答関数を測定し、測定した応答関数を用いて画像を再構成する手法が知られている。しかし、点線源を多数の位置で測定しなければならず、応答関数の測定に時間がかかる。前述のように、ＳＰＥＣＴ装置では、用途に応じてしばしば、さまざまな種類のコリメータに取り換えて使用する。その度に、上記のような較正をするのは、合理的ではない。したがって、コリメータのずれに対してロバストなＳＰＥＣＴ装置が求められている。
【００１８】
そこで本発明は、従来の製作精度の検出器およびコリメータを用いても、コリメータの位置ずれに対してロバスト（安定）な放射線撮像装置およびそれを用いた核医学診断装置を提供することを課題とする。
【課題を解決するための手段】
【００１９】
本発明は、このような課題を解決するために、請求項１に係る放射線撮像装置は、検出器が平面としての広がりを持って配列されて各検出器がそれぞれピクセルを構成するピクセル型の検出器群と、検出器群からの検出信号を読み出す放射線計測回路と、セプタで仕切られ、平面に対して垂直方向に伸びる貫通穴が複数配列されたコリメータとを有する放射線撮像装置において、貫通穴は、垂直方向から平面視して、一つまたは複数のピクセルが配列されるようにサイズが設定され、セプタは、垂直方向から平面視して、検出器同士の間の境界線からはずらして配置され、さらに、セプタは、垂直方向から平面視して、検出器同士の境界線とは直交するように配置され、垂直方向から平面視した貫通穴の頂点は、検出器同士の境界線からはずらして配置され、垂直方向から平面視した検出器の頂点は、貫通穴から見通せるように配置されることで、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。
【発明の効果】
【００２０】
本発明によれば、従来の製作精度の検出器およびコリメータを用いても、コリメータの位置ずれに対してロバスト（安定）な放射線撮像装置およびそれを用いた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】
【００２１】
【図１】本発明の実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置の構成図である。
【図２】本発明の実施形態に係るカメラに内蔵するピクセル型の検出器を示す斜視図である。
【図３】ピクセル型の検出器の別の例を示す斜視図である。
【図４】別のピクセル型の検出器の第一の変形例の入射面側を示す斜視図である。
【図５】別のピクセル型の検出器の第一の変形例の入射面の反対面側を示す斜視図である。
【図６】別のピクセル型の検出器の第二の変形例を示す斜視図である。
【図７】ピクセル型のシンチレータ検出器を示す斜視図である。
【図８】本発明の実施形態に係るコリメータと検出器の配置を示した斜視図である。
【図９】比較例に係るコリメータと検出器の配置を示した斜視図である。
【図１０】本発明の実施形態に係るコリメータと検出器の配置を放射線照射方向から見た図である。
【図１１】比較例に係るコリメータと検出器の配置を放射線照射方向から見た図である。
【図１２】ピクセル型の検出器とコリメータのセプタとの配置例を示した図である。
【図１３】ピクセル型の検出器とコリメータのセプタとの配置例を示した図である。
【図１４】ピクセル型の検出器とコリメータのセプタとの配置例を示した図である。
【図１５】比較例に係るコリメータと検出器と漏れ放射線の関係を説明する断面模式図である。
【図１６】本発明の実施形態に係るコリメータと検出器と漏れ放射線の関係を説明する断面模式図である。
【図１７】比較例にかかるコリメータを用いた構成の撮像シミュレーションの結果である。
【図１８】本発明の実施形態に係るコリメータを用いた構成の撮像シミュレーションの結果である。
【図１９】比較例にかかるコリメータを用いた構成におけるコリメータのずれによる撮像シミュレーション結果の変化を示す図である。
【図２０】本発明の実施形態に係るコリメータを用いた構成におけるコリメータのずれによる撮像シミュレーション結果の変化を示す図である。
【図２１】比較例に係るコリメータを用いた構成において、面線源イメージの変化量を示すグラフである。
【図２２】本発明の実施形態に係るコリメータを用いた構成において、面線源イメージの変化量を示すグラフである。
【図２３】本発明の実施形態に係るコリメータを用いた構成と比較例に係るコリメータを用いた構成において、Δｌ／ｄ＝４．３における面線源イメージの変化量を比較するグラフである。
【図２４】本発明の実施形態に係るコリメータを用いた構成における画像再構成シミュレーションの結果の例である。
【図２５】比較例に係るコリメータを用いた構成における画像再構成シミュレーションの結果の例である。
【図２６】本発明の実施形態に係るコリメータを用いた構成におけるコリメータのずれによる画像再構成シミュレーション結果の変化を示す図である。
【図２７】比較例に係るコリメータを用いた構成におけるコリメータのずれによる画像再構成シミュレーション結果の変化を示す図である。
【図２８】本発明の実施形態に係るコリメータと検出器の別の配置を示す図である。
【図２９】本発明の実施形態に係るコリメータと検出器の別の配置を示す図である。
【図３０】本発明の実施形態に係るコリメータと検出器の別の配置を示す図である。
【図３１】本発明の実施形態に係るコリメータと検出器の別の配置を示す図である。
【発明を実施するための形態】
【００２２】
以下、本発明を実施するための形態（以下「実施形態」という）について、適宜図面を参照しながら詳細に説明する。
【００２３】
＜ＳＰＥＣＴ装置（核医学診断装置）１＞
本発明の実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置（核医学診断装置）１の全体の構成について図１を用いて説明する。
図１は、本発明の実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置の構成図である。
ＳＰＥＣＴ装置１は、ガントリ１０、カメラ（放射線撮像装置）１１Ａ，１１Ｂ、データ処理装置１２、表示装置１３、ベッド１４を含んで構成されている。
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γ線（放射線）をガントリ１０に支持されたカメラ１１（１１Ａ，１１Ｂ）で検出して断層画像を撮像するようになっている。
【００２４】
カメラ１１は、コリメータ２６と多数の検出器２１を内蔵している。コリメータ２６は、貫通穴２７と貫通穴２７を仕切るセプタ２８とを有し、被検者１５の体内の99mＴｃから放出されるγ線を選別（入射角を規制）し、一定方向のγ線のみを通過させる役割を有している。コリメータ２６（貫通穴２７）を通過したγ線を検出器２１で検出する。
カメラ１１は、γ線の検出信号を計測するための特定用途向け集積回路（以下、ＡＳＩＣ(Application Specific Integrated Circuit)と称する）（放射線計測回路）２５を備える。γ線の検出信号は、検出器基板２３、ＡＳＩＣ基板２４を介して、ＡＳＩＣ２５にγ線を検出した検出器２１のＩＤ、検出したγ線の波高値や検出時刻が入力される。これらはカメラ１１を構成する鉄、鉛等でできた遮光・γ線・電磁シールド２９によって囲まれており、光、γ線、電磁波を遮断している。
カメラ１１は、ガントリ１０の中央部分に設けられた円筒形開口部の中心軸の半径方向及び周方向に可動させることができる。撮像時には、カメラ１１は被検者１５の周りに最近接軌道を描いて撮像していく。また、カメラ１１は、ガントリ１０との取り付け部（図示せず）を軸として回転させることもでき、２つのカメラ１１Ａ，１１Ｂを並べて固定することで、ＳＴＡＴＩＣ画像を撮像させることもできる。
【００２５】
データ処理装置１２は、記憶装置（図示せず）及び断層像情報作成装置（図示せず）を有する。データ処理装置１２は、検出したγ線の波高値、検出時刻のデータ及び検出器（チャンネル）ＩＤを含むパケットデータをＡＳＩＣ２５から取り込み、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。
データ処理装置１２において画像再構成をする際、検出器２１の応答関数を用いることがある。応答関数とは、ある微少領域から発したγ線に対して、ある検出器２１がそのγ線を検出する確率である。一般に、応答関数は、幾何学的形状だけでなく、散乱、吸収等の性能等の物理的要因も考慮する。この応答関数を用いることで、逐次近似法（ＭＬＥＭ法、ＯＳＥＭ法）等からより正確な画像を再構成することができる。なお、正しくない応答関数を用いて画像を再構成すると、分解能が低下したり、アーチファクトを生じたりする。
一般に、断層撮影を行うとき、被写体との角度を変えながら、プラナーイメージを複数取得する。検出器群２１Ａ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 ＝ΣＣij λj 
となる。上式から、逐次近似法等(ＭＬＥＭ法、ＯＳＥＭ法、ＭＡＰ法等)を用いて画像を再構成する。ここで、Ｃijは、幾何的に決定される定数である。
【００２６】
このようにして、ＳＰＥＣＴ装置１は被検者１５の体内の腫瘍等に集積した放射性の薬剤を撮像し、腫瘍の位置を同定する。
【００２７】
＜検出器２１＞
次に、カメラ１１に用いられる検出器２１について図２を用いて説明する。
図２は、本発明の実施形態に係るカメラに内蔵するピクセル型の検出器を示す斜視図である。
検出器基板２３（図１参照）に、ＣｄＴｅ半導体を用いた検出器２１を２次元に配列し検出器群２１Ａを構成している。また、個々の検出器２１が１つのピクセルを構成する。
図２において、上面側が検出器２１の入射面２１ｆであり、電圧を印加する電極２２ａ，２２ｂは検出器２１の側面に配置される。このように、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。
【００２８】
なお、応答関数を求める都合上、検出器群２１Ａは周期構造を持っていることが望ましい。そうでない場合、一つ一つのピクセルについて応答関数を求めることになる。
【００２９】
なお、カメラ１１に用いられる検出器２１（検出器群２１Ａ）は、図２に示すようにピクセルごとに区切られたものに限られず、図３から図７に示す検出器（検出器群２１Ｂ，２１Ｃ，２１Ｄ，２１Ｅ）を用いてもよい。
図３は、ピクセル型の検出器の別の例を示す斜視図である。
図３に示す検出器（検出器群２１Ｂ）は、１枚のＣｄＴｅ半導体の基板に対して、共通電極２２ｃをＣｄＴｅ半導体の基板の一方の面、つまり、入射面２１ｆ側の全面に配置し、入射面２１ｆの反対側の面にピクセル単位で区切られた電極２２ｄを配置して、電極２２ｄの１個分に相当する面積部分のＣｄＴｅ半導体の基板と共通電極２２ｃとで、それぞれがピクセルに対応した検出器を構成するものである。
【００３０】
次に、図３に示す検出器（検出器群２１Ｂ）の変形例を図４から図６に示す。
図４は、別のピクセル型の検出器の第一の変形例の入射面側を示す斜視図であり、図５は、別のピクセル型の検出器の第一の変形例の入射面の反対面側を示す斜視図である。
図４、図５に示す検出器（検出器群２１Ｃ）は、１枚のＣｄＴｅ半導体の基板に対して、入射面２１ｆ側の全面に共通電極２２ｃを配置し、ＣｄＴｅ半導体の基板の入射面２１ｆ側と反対面側にピクセル単位で区切られた電極２２ｄを配置し、加えて、ダイシングによって形成された溝で個々の検出器に区切られた構造をしている。
【００３１】
図６は、別のピクセル型の検出器の第二の変形例を示す斜視図である。
図６に示す検出器（検出器群２１Ｄ）は、１枚のＣｄＴｅ半導体の基板に対して、複数の帯状の電極２２ｅ，２２ｆをＣｄＴｅ半導体の基板の上面と下面に直角ねじれの関係で対向して配置している。上面および下面のいずれか一方の帯状の電極２２ｅを陽極とし、他方の面の帯状の電極２２ｆを陰極とする。陽極の電極２１ｅと陰極の電極２１ｆのクロスした部分が1つの検出器を形成する（特開２００４−１２５７５７号公報参照）。
【００３２】
図７は、ピクセル型のシンチレータ検出器を示す斜視図である。
また、検出器の構造は図７に示す検出器（検出器群２１Ｅ）のように、シンチレータ２１ｇとフォトダイオード２１ｈからなるピクセル単位に区切って構成されたシンチレータ検出器でもよい。
この場合、個々のシンチレータ２１ｇの側面は、図示しない遮光材で囲われている。また、図７に示すシンチレータ検出器の変形として、ピクセル毎に区切られたシンチレータ２１ｇと位置感応型光電子増倍管（ＰＳＰＭＴ：Position-Sensitive Photomultiplier Tube）で構成されたものであってもよい。
【００３３】
＜コリメータ２６＞
次に、カメラ１１に用いられるコリメータ２６について、本発明の実施形態に係るコリメータ２６Ａと比較例に係るコリメータ２６Ｂを図８から図１１を用いて説明する。
まず、本発明の実施形態に係るコリメータ２６Ａについて図８、図１０を用いて説明する。図８は、本発明の実施形態に係るコリメータと検出器の配置を示した斜視図である。図１０は、本発明の実施形態に係るコリメータと検出器の配置を放射線照射方向から見た図である。
コリメータ２６Ａは鉛製であり、検出器２１の入射面２１ｆに対して垂直方向から平面視した際、見通せる方向に貫通穴２７Ａを有し、貫通穴２７Ａは碁盤目状に配置されている。また、各貫通穴２７Ａは、セプタ２８Ａによって仕切られている。
また、図１０に示すように、１つの貫通穴２７Ａに対しＭ個分の検出器２１が含む構成となっている（図１０では、１つの貫通穴２７Ａに対し４個分の検出器２１を含む構成の場合を示す）。なお、Ｍは整数でなくてもよい。
本発明の実施形態に係るコリメータ２６Ａのセプタ２８Ａは、図１０に示すように、検出器２１の中心を通るように配置される。また、コリメータ２６Ａは、検出器２１の入射面２１ｆに対して垂直方向から平面視した際、この検出器２１同士の間の境界線３２とセプタ２８Ａとは直交する。この構成では、コリメータ２６Ａの位置がずれても、漏れ放射線やセプタ２８Ａの影は、ほぼ同一ピクセル内に収まるので、検出器２１の放射線のカウント数の変化が少ない。
【００３４】
次に、比較例に係るコリメータ２６Ｂについて図９、図１１を用いて説明する。図９は、比較例に係るコリメータと検出器の配置を示した斜視図である。図１１は、比較例に係るコリメータと検出器の配置を放射線照射方向から見た図である。
コリメータ２６Ｂは鉛製であり、貫通穴２７Ｂを有し、貫通穴２７Ｂは碁盤目状に配置されている。また、各貫通穴２７Ｂは、セプタ２８Ｂによって仕切られている。
また、図１１に示すように、１つの貫通穴２７Ｂに対しＭ個分の検出器２１が含まれる構成となっている（図１０では、１つの貫通穴２７Ｂに対し４個分の検出器２１を含む構成の場合を示す）。なお、Ｍは整数でなくてもよい。
このように、本発明の実施形態に係るコリメータ２６Ａと比較例に係るコリメータ２６Ｂは、検出器２１（検出器群２１Ａ）に対する配置が異なる点を除けば同一の構成である。
比較例に係るコリメータ２６Ｂのセプタ２８Ｂは、図１１に示すように、検出器２１の入射面２１ｆに対して垂直方向から平面視した際、この検出器２１同士の間の境界線３２上に配置される。この構成では、コリメータ２６Ｂの位置がずれると、後述のように、短周期のリングアーチファクトが現れる。
【００３５】
ここで、コリメータ２６の位置ずれと応答関数との関係について説明する。
コリメータ２６の位置がずれると、応答関数が変化する。その理由は、セプタ２８周辺に、コリメータ２６による影がみられるためである。また、検出器２１とコリメータ２６間の距離を、物理的制約から０にすることができない。したがって、後述する図１５に示すように、隣接ピクセルからの漏れ放射線がみられる。漏れ放射線は、セプタ２８付近に位置する検出器２１で検出される。このように、コリメータ２６の位置が動くと、コリメータ２６の影の位置や、漏れ放射線分布もコリメータ２６に随伴して動く。
このことより、セプタ２８付近の放射線分布は、コリメータ２６の位置に強く依存する。放射線分布が変化すると、検出器２１で検出される放射線のカウント数および応答関数が変化する。
【００３６】
図１２に示すように、セプタ２８をはさんで、異なる検出器２１が配置される構成を含むとき、即ち、検出器２１の入射面２１ｆに対して垂直方向から平面視した際、この検出器２１同士の間の境界線３２上にセプタ２８が配置されるとき、応答関数は、コリメータ２６のずれに対して変動が大きい。
ここで、Ｍが１より大きいとき、コリメータ２６がずれると、ある検出器２１上にセプタ２８が位置し、別の検出器２１上にはない、というように感度ムラが生じ、取得イメージおよび応答関数が変化する。この感度ムラは周期的な筋状となる。なお、感度ムラは、セプタ２８と検出器２１の位置関係で決まるため、周期は数ピクセル程度の短い周期となる。
【００３７】
一般に、断層撮影を行うとき、被写体との角度を変えながら、プラナーイメージを複数取得する。角度に関わらず、一定の筋状のパターンがプラナーイメージに出現するとき、再構成画像には、リングアーチファクトが現れることが知られている。上記の場合、感度ムラが短周期であるので、短周期のリングアーチファクトが現れる。短周期のアーチファクトは、断層像の細かい構造を消し、画質を大幅に劣化させる原因となる。
【００３８】
このとき、応答関数を用いない画像再構成法（ＦＢＰ法等）で再構成しても、リングアーチファクトが現れる。周期的なパターンは、再構成後も周期的なパターンとして残り、アーチファクトとなるためである。また、コリメータ２６の「位置ずれなし」のときの応答関数を用いて再構成した場合においても、短周期のアーチファクトが現れる。これは、「位置ずれなし」のときの応答関数は、周期的なパターンを再現しないので、補正することもできないためである。
【００３９】
また、図１３に示すように、検出器２１の入射面２１ｆに対して垂直方向から平面視した際、この検出器２１同士の間の境界線３２上およびその付近にセプタ２８の交点（貫通穴２７の頂点）がある構成を含むとき、上記と同様の理由により、コリメータ２６がずれるとアーチファクトを生じる。
また、図１４に示すように、検出器２１の入射面２１ｆに対して垂直方向から平面視した際、検出器２１の頂点がセプタ２８と交わる、および接近する構成を含む検出器２１においても、上記と同様の理由により、コリメータ２６がずれるとアーチファクトが現れる。
なお、図１３、図１４において、セプタ２８は直線で表現しているが、湾曲していてもよい。
【００４０】
Ｍ≧１のとき、モアレを防ぐために、検出器２１上を横切るセプタ２８の面積を一定に保ちながら、コリメータ２６をずらして配置する構成（レイアウト）が知られている（特許文献１参照）。したがって、一つの検出器２１上における漏れ放射線が分布する面積は、コリメータ２６の位置にかかわらず同じである。ただし、これらの構成（レイアウト）においては、図１２、図１３、図１４の構成を一部に含んでいる。
【００４１】
図２から図７に示すように、一般的なピクセル型の検出器２１は、検出器２１と検出器２１の間に不感領域３１（後述する図１５参照）がある。したがって、図１２、図１３、図１４の構成があるとき、わずかでもコリメータ２６がずれると、不感領域３１上に分布する漏れ放射線の量が変化する。結果、検出器２１の放射線のカウント数が変化する。すなわち、コリメータ２６の位置ずれおよび回転によるモアレを完全に防ぐことはできない。
【００４２】
以上より、コリメータ２６の位置がずれても、コリメータ２６の影および漏れ放射線ができるだけ同一検出器に含まれる構成がよい。したがって、比較例に係るコリメータ２６Ｂと検出器２１の配置のように、検出器２１の入射面２１ｆに対して垂直方向から平面視した際、セプタ２８は、検出器２１同士の間の境界線３２上に近接してはならない。
また、セプタ２８の交点（貫通穴２７の頂点）は、検出器２１同士の間の境界線３２上に近接してはならない。また、検出器２１の頂点がセプタ２８に近接してはならない。
【００４３】
ここで、比較例に係るコリメータ２６Ｂ（図９、図１１参照）を例に再度説明する。
比較例に係るコリメータ２６Ｂと検出器２１（検出器群２１Ａ）との配置構成は、図１２に示す構成を含んでおり、コリメータ２６Ｂのズレに対して不安定である。
図１５は比較例に係るコリメータと検出器と漏れ放射線の関係を説明する断面模式図である。
コリメータ２６の高さをｌ、コリメータ２６と検出器２１との距離をΔｌ、セプタ２８の厚さをｔ、検出器２１の中心から隣接する検出器２１の中心までの距離をｄ、一つのセプタ２８の中心から次のセプタ２８の中心までの距離（即ち、セプタ２８のピッチであり、貫通穴２７のピッチ）をＮｄ（ただし、Ｎは整数に限られない）とすると、漏れ放射線の到達する地点とセプタ２８の距離の最大値Ｘは、
｜Ｘ｜＝（Ｎｄ−ｔ）Δｌ／ｌ−ｔ／２
となる。
本発明の実施形態に係るコリメータ２６Ａおよび比較例に係るコリメータ２６Ｂにおいて、Ｎ＝２である。ｌ／ｄ＝１６、Δｌ／ｄ＝４．３、ｔ／ｄ＝０．３としたとき、漏れ放射線の及ぶ範囲は、検出器２１のサイズの３０％程度（即ち、｜Ｘ｜／ｄが０．３程度）となる。これは、ｄ＝１ｍｍの検出器２１では、｜Ｘ｜＝０．３ｍｍ程度となる。
【００４４】
図１６は本発明の実施形態に係るコリメータと検出器と漏れ放射線の関係を説明する断面模式図である。
したがって、本発明の実施形態に係るコリメータ２６Ａ（図８、図１０参照）を用いた構成において、検出器２１の入射面２１ｆに対して垂直方向から平面視した際、コリメータ２６Ａの位置ずれΔＸが、セプタ２８Ａと直交する方向であり、かつΔＸ≦ｄ／２−｜Ｘ｜、即ち、ΔＸ≦（ｄ＋ｔ）／２−（Ｎｄ−ｔ）Δｌ／ｌであるとき、漏れ放射線は同一ピクセル内におさまり、漏れ放射線のカウント数は一定となる。
また、前記範囲内のコリメータ２６Ａの位置ずれに対して応答関数は安定である。漏れ放射線はセプタ２８付近に集中するのに対して、コリメータ２６による影はピクセル全体に広く分布する。したがって、漏れ放射線分布が最も、コリメータ２６の位置ずれの影響を受ける。
【００４５】
矩形の検出器２１と、矩形の貫通穴２７を持つコリメータ２６を備えるＳＰＥＣＴ装置１において、検出器２１の入射面２１ｆに対して垂直方向から平面視した際、検出器２１同士の間の境界線３２と、この境界線３２に平行なセプタ２８の間に（Ｎｄ−ｔ）Δｌ／ｌ−ｔ／２以上の距離があいていれば、セプタ２８付近に分布する漏れ放射線は、同一ピクセル内におさまる。
検出器２１と検出器２１の間に不感領域３１があるとき、その幅をＴとすると、（Ｎｄ−ｔ）Δｌ／ｌ−ｔ／２＋Ｔ／２以上の距離をあける必要がある。また、本発明の実施形態に係るコリメータ２６Ａを用いた構成において、コリメータ２６Ａの位置ずれΔＸが、セプタ２８Ａのなす面と垂直方向であり、かつΔＸ≦（ｄ＋ｔ−Ｔ）／２−（Ｎｄ−ｔ）Δｌ／ｌであるとき、漏れ放射線は同一ピクセル内におさまり、漏れ放射線のカウント数は一定となる。
なおコリメータ２６が、セプタ２８と平行方向に僅かにずれても、検出器２１でカウントされる漏れ放射線の及ぶ面積は一定なので、漏れ放射線のカウント数は一定である。
【００４６】
一方、比較例に係るコリメータ２６Ｂを用いた構成では、ｄ＝１ｍｍの検出器２１では、｜Ｘ｜＝０．３ｍｍ程度であることより、０．１ｍｍオーダでコリメータ２６の位置がずれると、一つのピクセルで検出される漏れ放射線の量が大幅に変化することがわかる。０．１ｍｍ以下の精度で位置合わせを行うのは難しい。また、この精度で鉛製のコリメータ２６を作成するのも難しい。
【００４７】
＜面線源を照射した場合の撮像シミュレーション＞
前述のように、コリメータ２６が所定の位置からずれることにより、取得イメージが変化する。比較例に係るコリメータ２６Ｂ（図９、図１１参照）を用いた構成と、本発明の実施形態に係るコリメータ２６Ａ（図８、図１０参照）を用いた構成について、一様な面線源を照射した場合のモンテカルロ法を用いたシミュレーションによって得られたイメージを図１７、図１８に示す。
図１７は比較例にかかるコリメータを用いた構成の撮像シミュレーションの結果であり、図１８は本発明の実施形態に係るコリメータを用いた構成の撮像シミュレーションの結果である。
なお、モンテカルロ法を用いたシミュレーションにおいて、面線源をコリメータ２６の上端から５０ｍｍの位置とし、ｌ＝２６ｍｍ、Δｌ＝６ｍｍ、ｄ＝１．４ｍｍ、ｔ＝０．４ｍｍ、Ｔ＝０．１ｍｍとしてシミュレーションを行った。
また、コリメータ２６の所定の位置からのずれをΔＸとする。
また、図１７および図１８において、（ａ）はコリメータ２６が所定の位置にある場合（ΔＸ／ｄ＝０）、（ｂ）はコリメータ２６が所定の位置から右方向にΔＸ／ｄ＝０．０７ずれた位置にある場合、（ｃ）はコリメータ２６が所定の位置から右方向にΔＸ／ｄ＝０．１４ずれた場合を示している。
なお、ΔＸ／ｄ＝０．０７はｄ＝１．４ｍｍのときΔＸが約０．１ｍｍであることに相当し、ΔＸ／ｄ＝０．１４はｄ＝１．４ｍｍのときΔＸが約０．２ｍｍであることに相当する値である。
【００４８】
比較例に係るコリメータ２６Ｂを用いた構成において、コリメータ２６Ｂが所定の位置にある場合（ΔＸ＝０）、図１７（ａ）に示すように一様なイメージが得られる。しかし、図１７（ｂ）（ｃ）に示すように、コリメータ２６Ｂがわずかでもずれた場合、一列おきの縞が出現する。
一方、本発明の実施形態に係るコリメータ２６Ａを用いた構成においては、図１８（ａ）（ｂ）（ｃ）に示すように、格子縞が出現する。
これは、検出器２１の上方にセプタ２８が配置される検出器２１と、セプタ２８が配置されない検出器２１とで、放射線のカウント数が異なることによる。したがって、コリメータ２６の上端から面線源までの距離は格子縞の位置に影響しない。
【００４９】
比較例に係るコリメータ２６Ｂを用いた構成と、本発明の実施形態に係るコリメータ２６Ａを用いた構成とにおいて、ΔＸ／ｄ＝０．１４におけるシミュレーション結果からΔＸ／ｄ＝０におけるシミュレーション結果をそれぞれ除算したものを図１９、図２０に示す。
図１９は比較例にかかるコリメータを用いた構成におけるコリメータのずれによる撮像シミュレーション結果の変化を示す図であり、図２０は本発明の実施形態に係るコリメータを用いた構成におけるコリメータのずれによる撮像シミュレーション結果の変化を示す図である。
即ち、図１９は図１７（ｃ）から図１７（ａ）を除算したものであり、図２０は図１８（ｃ）から図１８（ａ）を除算したものである。
図１９に示すように、比較例に係るコリメータ２６Ｂを用いた構成においては、コリメータ２６Ｂのずれの方向に対して直交する筋が一列おきに周期的に現れている。
一方、図２０に示すように、本発明の実施形態に係るコリメータ２６Ａを用いた構成においては、面線源の端においてはコリメータ２６Ａのずれの方向に対して直交する筋が現れているものの、それ以外の場所における変化の仕方は不規則である。これは、シミュレーションにモンテカルロ法を用いたことによる影響である。
このように、本発明の実施形態に係るコリメータ２６Ａを用いた構成は、コリメータ２６の位置ずれに対して安定であることがわかる。
【００５０】
比較例に係るコリメータ２６Ｂを用いた構成においては、コリメータ２６Ｂの位置ずれにより、図１７（ｂ）（ｃ）に示すように、縞状のパターンが生じるため、後述する図２７のように、ピクセルサイズ程度でリングアーチファクトが出現する。このアーチファクトによって再構成画像の細かい構造が失われ、画質が大幅に劣化する。
【００５１】
一様な面線源のイメージによる評価は、アーチファクトが現れるか否かの指標となる。放射線のカウント数がほぼ一様な領域や、カウント数の変化がピクセルサイズよりも十分大きなスケールで起こる領域において、アーチファクトは目立つためである。したがって、アーチファクトの評価は、一様な分布を持つ線源を用いて行えばよい。
簡単のため、一様な面線源であり、かつコリメータ２６に平行であるものから得られるプラナーイメージについて考察する。また、コリメータ２６の位置ずれは一方向のみであると仮定し、検出器２１の並びに平行であるとする。
【００５２】
比較例に係るコリメータ２６Ｂを用いた構成において、面線源イメージが、コリメータ２６Ｂの位置ずれに対してどう変化するかを図２１に示す。
図２１は、比較例に係るコリメータを用いた構成において、面線源イメージの変化量を示すグラフである。
なお、ｌ／ｄ＝１６、ｔ／ｄ＝０．３とし、Δｌ／ｄについては、２．１、４．３、６．４、８．６の４種類の値を用いた。
コリメータ２６Ｂの位置がずれると、位置ずれの方向と直交する列に、一列おきにカウント数の山と谷が現れる（図１７参照）。このカウント数の山と谷のカウント数の比を検出器群２１Ａで平均した値をＲとし、グラフの縦軸とした。また、コリメータ２６ＢのずれΔＸをｄで除算し無次元化したものをグラフの横軸とした。
【００５３】
比較例に係るコリメータ２６Ｂを用いた構成においては、ずれなし（ΔＸ＝０）の場合、Ｒ＝１となる。また、Δｌが大きくなるほどＲの変化率が大きくなる。これは、Δｌが増えるほど隣接する貫通穴２７からの漏れ放射線が増えるためである。
一方、Δｌ／ｄ＝８．６におけるＲは、Δｌ／ｄ＝６．４におけるＲよりも小さい。これは、Δｌ／ｄ＝８．６、Δｌ／ｄ＝６．４においては、Ｘ／ｄ＞０．５となるため、漏れ放射線が全ての検出ピクセルを覆い、山と谷のパターンを打ち消す方向に作用するためである。それに伴って分解能も低下するが、アーチファクトも現れにくくなる。しかし、Δｌ／ｄ＝８．６以上の間隔を開けると、分解能の劣化が著しいので考慮しなくてよい。
【００５４】
本発明の実施形態に係るコリメータ２６Ａを用いた構成において、面線源イメージが、コリメータ２６Ａずれに対してどう変化するかを図２２に示す。
図２２は、本発明の実施形態に係るコリメータを用いた構成において、面線源イメージの変化量を示すグラフである。
なお、図２１と同様に、ｌ／ｄ＝１６、ｔ／ｄ＝０．３とし、Δｌ／ｄについては、２．１、４．３、６．４、８．６の４種類の値を用いた。
本発明の実施形態に係るコリメータ２６Ａを用いた構成において、コリメータ２６Ａがずれていない状態であっても格子縞が現れる（図１８参照）。ここで、コリメータ２６Ａがずれると、ずれの方向と直交する列では、カウント数の比が変化する。しかし、ずれの方向と平行な列では、カウント数の比は変化しない。
したがって、直交する列におけるカウント数の比のみをＲとした。また、ずれなし（ΔＸ＝０）におけるカウント数の比Ｒを１に規格化した。
【００５５】
図２２のように、本発明の実施形態に係るコリメータ２６Ａを用いた構成においてΔＸ／ｄが増えるほどＲが減少する。また、図２１の場合と同様に、Δｌ／ｄ＝８．６、Δｌ／ｄ＝６．４においては、Ｘ／ｄ＞０．５となるため、Δｌ／ｄ＝８．６におけるＲは、Δｌ／ｄ＝６．４におけるＲよりも小さい。
【００５６】
｜ΔＸ｜≦ｄ／２−Ｘ、即ち、｜ΔＸ｜≦（ｄ＋ｔ−Ｔ）／２−（Ｎｄ−ｔ）Δｌ／ｌの範囲内において、いずれのΔｌ／ｄにおいても、Ｒは変化している。これは、漏れ放射線だけでなく、セプタ２８の影もカウント数および応答関数の変化に寄与しているためである。しかし、Ｒの変化は、図２２に示すように、１０％以内である。実使用条件では、１検出器当たり１００カウント程度であり、これは統計誤差の範囲内に収まる。
したがって、本発明の実施形態に係るコリメータ２６Ａを用いた構成において、｜ΔＸ｜≦（ｄ＋ｔ−Ｔ）／２−（Ｎｄ−ｔ）Δｌ／ｌの範囲内でコリメータ２６が動いてもカウント数は統計誤差の範囲内で変化しない。
【００５７】
図２１と図２２におけるΔｌ／ｄ＝４．３のときを例に比較例に係るコリメータ２６Ｂを用いた構成と本発明の実施形態に係るコリメータ２６Ａを用いた構成について比較する。
図２３は、本発明の実施形態に係るコリメータを用いた構成と比較例に係るコリメータを用いた構成において、Δｌ／ｄ＝４．３における面線源イメージの変化量を比較するグラフである。
コリメータ２６の位置ずれなし（ΔＸ＝０）におけるカウント数の比との差の絶対値、即ち、｜Ｒ−１｜を縦軸にとする。
図２３に示すように、本発明の実施形態に係るコリメータ２６Ａを用いた構成は、比較例に係るコリメータ２６Ｂを用いた構成と対比して、ΔＸ＝０近傍での｜Ｒ−１｜の変化が小さい、即ちコリメータ２６の位置ずれに対して安定である。
【００５８】
これまでは、コリメータ２６の一方向の位置ずれについてのみ考察をした。しかし、二方向の位置ずれでも同様のことがいえる。また、コリメータ２６の微少な回転については、局所的にみれば、二方向の位置ずれと同等である。したがって、位置ずれに対して安定な構成は、回転に対しても安定といえる。
【００５９】
＜分解能＞
図１８のイメージは固有のパターンがあるので、ＦＢＰ法は適用できない。また、図１６のように、セプタ２８の下にある検出器２１は、見込む視野が分断される。しかし、応答関数を用いた逐次近似法では、画像は再構成可能である。また、前記の分断された視野を考慮した応答関数を用いれば、分解能はほとんど低下しない。なお、一様な面線源を照射すると、周期的なパターンのある画像が得られるので、応答関数は複雑な形状となる。
【００６０】
本発明の実施形態に係るコリメータ２６Ａ（図８、図１０参照）を用いた構成と、比較例に係るコリメータ２６Ｂ（図９、図１１参照）を用いた構成における分解能をシミュレーションで比較した。なお、ｌ／ｄ＝１８．６、Δｌ／ｄ＝５．７、Ｔ／ｄ＝０．０７、ｔ／ｄ＝０．３、ΔＸ＝０としてシミュレーションを行った。それぞれの構成において、応答関数を求め、それを利用してデジタルファントムからサイノグラムを作成した。なお、統計ゆらぎは考慮していない。そして、得られたサイノグラムをＯＳＥＭ法で再構成した結果を図２４、図２５に示す。
図２４は、本発明の実施形態に係るコリメータを用いた構成における画像再構成シミュレーションの結果の例である。図２５は、比較例に係るコリメータを用いた構成における画像再構成シミュレーションの結果の例である。
このように、コリメータ２６の位置ずれがない（ΔＸ＝０）とき、二つの構成間に、分解能の差はないことが分かる。
【００６１】
次に、ΔＸ／ｄ＝０のときに得られた再構成画像とΔＸ／ｄ＝０．０７のときに得られた再構成画像との差の絶対値を図２６、図２７に示す。
図２６は、本発明の実施形態に係るコリメータを用いた構成におけるコリメータのずれによる画像再構成シミュレーション結果の変化を示す図であり、図２７は、比較例に係るコリメータを用いた構成におけるコリメータのずれによる画像再構成シミュレーション結果の変化を示す図である。
なお、図２６、図２７のスケールは統一している。
【００６２】
比較例に係るコリメータ２６Ｂを用いた構成においては、図２７に示すように、筋状のアーチファクトが出現していることがよくわかる。ΔＸ／ｄ＝０のときに得られた再構成画像とΔＸ／ｄ＝０．０７のときに得られた再構成画像との差の絶対値は、１５％程度ある。
【００６３】
一方、本発明の実施形態に係るコリメータ２６Ａを用いた構成においては、図２６に示しように、ほとんどアーチファクトはみられず、ΔＸ／ｄ＝０のときに得られた再構成画像とΔＸ／ｄ＝０．０７のときに得られた再構成画像との差の絶対値は３％程度であり、比較例の１／５程度である。これは、１００カウント／検出器の条件下では、統計誤差（１０％）よりずっと小さい。なお、ΔＸ／ｄ＝０．０７は、ｄ＝１ｍｍ程度のピクセルサイズの検出器２１では、ΔＸ＝０．０７ｍｍのずれに相当する。コリメータ２６の製作精度から、この程度のずれは不可避である。
したがって、比較例に係るコリメータ２６Ｂを用いた構成では、アーチファクトの出現は不可避であるが、本発明の実施形態に係るコリメータ２６Ａを用いた構成では大幅に低減できる。
【００６４】
また、本発明の実施形態に係るコリメータ２６Ａを用いた構成のように、コリメータ２６を検出器２１の中心付近に配置すると、コリメータ２６の影によって、検出器２１の感度が低下する懸念がある。しかし、実機では感度の低下はわずかであるか、むしろ増加することもある。なぜなら、一般にピクセル型の検出器２１においては、検出器２１と検出器２１の間に隙間がある。したがって、その領域は不感である（図１５の不感領域３１に相当する）。検出器２１の入射面２１ｆに対して垂直方向から平面視した際、検出器２１同士の間の境界線３２上かその付近にセプタ２８が配置されるとき、漏れ放射線はその不感領域３１に分布する。したがって、これらの放射線は検出されない。一方、本発明では、これらの漏れ放射線は検出器２１上に分布するので、全て検出される。このように、コリメータ２６の影と漏れ放射線のトレードオフによって、感度が維持されるのである。
【００６５】
したがって、本発明の実施形態に係るコリメータ２６Ａを用いた構成によるＳＰＥＣＴ装置１においては、従来通りの製作精度を持つコリメータ２６で使用可能である。また、コリメータ２６の位置合わせにおいても、比較例に係るコリメータ２６Ｂを用いた構成のものよりも精度が低くてよい。これにより、位置合わせにかかる時間を短縮できる。また、ピクセルサイズが１ｍｍの検出器２１においても、コリメータ２６の位置合わせの精度は０．１ｍｍ程度でよく、現実的な値である。また、比較例に係るコリメータ２６Ｂを用いた構成のものよりも、測定時におけるコリメータ２６のずれに対して安定であるため、アーチファクトのより少ない画像が得られる。
【００６６】
さらに、測定時は各検出器２１のカウント数を記録しておき、測定後にオフラインで、隣接しあう複数の検出器２１のカウント数を結合する手法を用いれば、結合する検出器２１数を自由に変化させることができる。これにより、測定後に、さまざまな分解能で画像を再構成することができる。このＳＰＥＣＴ装置１では、装置の構成を変えることなく、分解能と、イメージングに必要な最低カウント数を選ぶことができる。
【００６７】
また、この構成は、中エネルギ用コリメータや高エネルギコリメータを使用する際に有効である。用いる放射線エネルギが高くなるほど、物質の透過能力が高くなるので、セプタ２８の厚みを増す必要がある。それに伴い、デッドスペースが増加し、感度が低下する。それを防ぐために、貫通穴２７のサイズが大きいものを使用するのが、一般的である。
しかし、本発明では、一つの貫通穴２７に複数の検出器２１を配置することで、孔径を大きくしても、分解能を維持することができる。したがって、高いエネルギのγ線を用いたイメージングに有効である。
【００６８】
なお、コリメータ２６Ａは、１つの貫通穴２７Ａに対し４個分の検出器２１を含む構成として説明したが、これに限られるものではなく、セプタ２８は検出器２１の中心を通り、検出器２１端部と直交しさえすれば、貫通穴２７内に含まれる検出器２１の数は任意でよい。例えば、図２８に示すように２個分の検出器２１を含む構成としてもよく、図２９のように９個分の検出器２１を含む構成としてもよい。
【００６９】
＜変形例＞
コリメータ２６の貫通穴２７と検出器２１が一対一対応となるように配置される構成が一般的である。この構成の場合、検出器２１の並びに平行にコリメータ２６の位置がずれた場合、それぞれの検出器２１で、応答関数の変化は同一である。
したがって、検出器２１の並びに平行にコリメータ２６の位置がずれた場合、コリメータ２６の「位置ずれなし」のときの応答関数で画像を再構成すると、分解能は低下するが、アーチファクトは生じない。
しかし、コリメータ２６の位置ずれに回転が加わると、検出器２１の場所によって、コリメータ２６のずれ方が変化する。それが大局的な感度ムラとなって現れ、モアレを生じる。このモアレは、大幅に画質を劣化させることはないが、より高画質な断層像を提供するためには、モアレを取り除く必要がある。特に、検出器２１のサイズが小さくなればなるほど、回転による影響が顕著である。微少な回転であっても、コリメータ２６と検出器２１の位置関係が大きく変わるからである。近年、検出器２１のサイズが１ｍｍ程度のものも開発されてきており、回転によるモアレを取り除く必要性が高まっている。
【００７０】
この場合においても、コリメータ２６の位置ずれに対して、応答関数が安定な構成がある。図３０のように、検出器２１およびセプタ２８で囲まれた貫通穴２７は矩形であるのが一般的だが、図３１のように平行四辺形の場合も同様である。
【００７１】
一つのコリメータ２６の貫通穴２７の一辺の長さをＬとする。前出の例では、Ｌ＝Ｎｄ−ｔである。検出器２１の入射面２１ｆに対して垂直方向から平面視した際、この検出器２１同士の間の境界線３２とセプタ２８とを結ぶ任意の線の長さが常に、ＬΔｌ／ｌ＋（Ｔ−ｔ）／２以上あれば、漏れ放射線は同一ピクセル内におさまり、コリメータ２６の位置ずれに対して安定である。
このとき、コリメータ２６の回転に対しても安定であり、モアレを防ぐことができる。
また、セプタ２８は検出器２１の並びと平行に配置される。これは、各検出器２１の感度をそろえるためである。図３０、図３１に示すこれらの構成においては、ＦＢＰ法および逐次近似法で画像再構成が可能である。
【００７２】
また、任意の形の検出器２１と、任意の形の貫通穴２７を持つコリメータ２６を備えるＳＰＥＣＴ装置１においては、検出器２１の入射面２１ｆに対して垂直方向から平面視した際、この検出器２１同士の間の境界線３２とセプタ２８との距離がＬΔｌ／ｌ＋（Ｔ−ｔ）／２以上あればよい。そうすれば、漏れ放射線は同一ピクセルにおさまる。ただし、任意の貫通穴２７の形状において、Ｌは貫通穴２７の最大幅と定義する。また、互いに垂直するセプタ２８と検出器２１同士の間の境界線３２との距離は、上記の値以下であってもよい。これによって、僅かにコリメータ２６がずれても、検出器２１上の漏れ放射線が分布する領域の面積は一定に保たれる。貫通穴２７の頂点から検出器２１同士の間の境界線３２に下ろした任意の線の長さが常に、ＬΔｌ／ｌ＋（Ｔ−ｔ）／２以上あればよい。検出器２１の頂点からセプタ２８に下ろした任意の線の長さが常に、ＬΔｌ／ｌ＋（Ｔ−ｔ）／２以上あればよい。
以上の範囲内でコリメータ２６が動いても、一つの検出器２１上における漏れ放射線が分布する面積が一定である。
【符号の説明】
【００７３】
１      ＳＰＥＣＴ装置（核医学診断装置）
１０    ガントリ
１１Ａ，１１Ｂ    カメラ（放射線撮像装置）
１２    データ処理装置（断層像情報作成装置）
１３    表示装置
１４    ベッド
１５    被検者
２１    検出器
２１Ａ，２１Ｂ，２１Ｃ，２１Ｄ，２１Ｅ    検出器群
２１ｆ  入射面
２１ｇ  シンチレータ
２１ｈ  フォトダイオード
２２ａ，２２ｂ，２２ｄ，２２ｅ，２２ｆ  電極
２２ｃ  共通電極
２３    検出器基板
２４    ＡＳＩＣ基板
２５    ＡＳＩＣ（放射線計測回路）
２６，２６Ａ，２６Ｂ    コリメータ
２７，２７Ａ，２７Ｂ    貫通穴
２８，２８Ａ，２８Ｂ    セプタ
２９    遮光・γ線・電磁シールド
３０    境界面
３１    不感領域
３２    境界線
【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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【図２１】
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【図２２】
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【図２３】
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【図２８】
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【図２９】
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【図３０】
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【図３１】
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【図１７】
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【図１８】
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【図１９】
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【図２０】
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【図２４】
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【図２５】
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【図２６】
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【図２７】
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