(57)【要約】【課題】コリメータの貫通穴に複数のピクセル型検出器を含む構成をもつ放射線撮像装置において、複数のプラナー画像及び統合画像を提供することを課題とする。【解決手段】放射線を測定する検出器２１と、セプタ２８で仕切られ、前記検出器２１の前記放射線の入射面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２７を有し、前記放射線の入射方向を制限するコリメータ２６と、データ処理装置１２とを備え、前記コリメータ２６の前記貫通穴２７には、前記垂直方向から平面視した際、複数の前記検出器２１が配置されている放射線撮像装置１であって、複数の、前記コリメータ２６の前期貫通穴２７に対して対称な位置の検出器群２１Ｒ，２１Ｌを有し、前記検出器群毎に放射線測定データからプラナー画像を出力する手段を有することを特徴とする。【選択図】  図１
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
放射線を測定する検出器と、
セプタで仕切られ、前記検出器の前記放射線の入射面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を有し、前記貫通穴には、前記垂直方向から平面視した際、複数の前記検出器が配置され、前記放射線の入射方向を制限するコリメータを有し、
前記コリメータの複数の前記貫通穴に対して対称な位置の検出器を検出器群とし、前記検出器群毎に放射線測定データからプラナー画像を出力するデータ処理装置を有することを特徴とする放射線撮像装置。
【請求項２】
複数の検出器群毎の前記プラナー画像を平行移動した平行移動量から線源の奥行き情報を推定することを特徴とする請求項１記載の放射線撮像装置。
【請求項３】
複数の検出器群毎の前記プラナー画像を平行移動した平行移動量から、画素毎の点応答関数を推定し前記プラナー画像及び前記統合プラナー画像を補正することを特徴とする請求項１記載の放射線撮像装置。
【請求項４】
複数の前記検出器群の放射線測定データから作成した複数のプラナー画像について画素値の分布から画像の類似性を検出し、前記検出器群のプラナー画像の前記奥行き情報を推定して、前記プラナー画像を補正することを特徴とする請求項１記載の放射線撮像装置。
【請求項５】
複数の検出器群毎の前記プラナー画像を画素毎に平行移動して重ね合わせることにより統合プラナー画像を出力することを特徴とする請求項１乃至４のいずれかに記載の放射線撮像装置。
【請求項６】
セプタで仕切られ、放射線を測定する検出器の前記放射線の入射面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を有し、前記貫通穴には、前記垂直方向から平面視した際、複数の前記検出器が配置され、前記放射線の入射方向を制限するコリメータの複数の前記貫通穴に対して対称な位置の検出器を検出器群とし、
前記検出器群毎に放射線測定データからプラナー画像を出力することを特徴とする放射線撮像装置の画像作成方法。
【請求項７】
複数の検出器群毎の前記プラナー画像を平行移動した平行移動量から、画素毎の点応答関数を推定し前記プラナー画像及び前記統合プラナー画像を補正することを特徴とする請求項６記載の放射線撮像装置の画像作成方法。
【請求項８】
複数の前記検出器群の放射線測定データから作成した複数のプラナー画像について画素値の分布から画像の類似性を検出し、前記検出器群のプラナー画像の前記奥行き情報を推定して、前記プラナー画像を補正することを特徴とする請求項６記載の放射線撮像装置の画像作成方法。
【請求項９】
複数の検出器群毎の前記プラナー画像を画素毎に平行移動して重ね合わせることにより統合プラナー画像を出力することを特徴とする請求項６乃至８のいずれかに記載の放射線撮像装置の画像作成方法。
【請求項１０】
セプタで仕切られ、放射線を測定する検出器の前記放射線の入射面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を有し、前記貫通穴には、前記垂直方向から平面視した際、複数の前記検出器が配置され、前記放射線の入射方向を制限するコリメータの複数の前記貫通穴に対して対称な位置の検出器を検出器群とし、
前記検出器群毎に放射線測定データからプラナー画像を出力し、
複数の検出器群毎の前記プラナー画像を画素毎に平行移動して重ね合わせることにより統合プラナー画像を出力し、
予め求めておいた点線源のコリメータからの距離と点応答関数のシフト量との関係を用い、前記画素毎の平行移動量から奥行き情報を推定することを特徴とするプラナー画像の奥行き位置推定方法。
【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及びそれに用いられる画像化方法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、ガンマカメラ及びこの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。ガンマカメラは一般的に、放射性同位体を含む化合物の分布を測定し透過画像イメージ（プラナー画像）を提供するのに対し、ＳＰＥＣＴ装置はガンマカメラを回転計測することにより断層面のイメージを提供するものである。
【０００３】
これまでのガンマカメラ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った。また、このガンマカメラ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っている。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ガンマカメラが求められている。
【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。従って、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、ＳＰＥＣＴ装置における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。従来のガンマカメラでは、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】
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している。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。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っている。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１，非特許文献１）。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００９】
【特許文献１】国際公開第２００８／０４６９７１号
【非特許文献】
【００１０】
【非特許文献１】C. Robert et al. (2008) 2008 IEEE Nuclear Science Symposium Conference Record Vol6 pp.4246-4251
【非特許文献２】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
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１１】
１断面の透過画像（以下プラナー画像と称する）を撮像するガンマカメラにおいても、高空間分解能かつ高感度化が、臨床現場において求められている。しかしながら、上述の一つの矩形貫通穴に複数の検出器を含む構成は、ＳＰＥＣＴ装置に用いられているが、プラナー撮像時には不向きとされてきた。その理由は、以下に記す通りである。
【００１２】
一つの矩形貫通穴に複数の検出器を含む構成においては、点応答関数が非常に複雑である。図１１にその点応答関数の一例を示す。図１１は、１次元体系において点線源から各検出器を望む立体角を求めたもので、コリメータ及び検出器はガンマ線を完全に吸収すると仮定している。検出器は１.４mmピッチで、コリメータは２.８mmピッチで配置している。図１１より、セプタの陰になる検出器とそうでない検出器が交互にあり、応答関数が複雑なことが分かる。点線源を画像化すると点線源の有る位置から外側に行くに従って画素値の周期的な濃淡（サイドローブ）が発生し、正常な画像診断が困難となる。ＳＰＥＣＴ撮像においては、この点応答関数を用いて空間分解能補正を行うことにより高空間分解能を実現するが、プラナー撮像においては、投影データが一つであり未知数に対して十分な数の測定データ（方程式）が無いために、現実的には点応答関数を考慮（空間分解能補正）した画像再構成は困難である。
【００１３】
そこで本発明は、プラナー撮像における高空間分解能及び高感度を両立するガンマカメラ装置及びそれに用いられる画像化方法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】
【００１４】
このような課題を解決するために、本発明に係る放射線撮像装置は、放射線を測定する検出器と、セプタで仕切られ、前記検出器の前記放射線の入射面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を有し、前記放射線の入射方向を制限するコリメータと、データ処理装置とを備え、前記コリメータの前記貫通穴には、前記垂直方向から平面視した際、複数の前記検出器が配置されている放射線撮像装置であって、複数の、前記コリメータの前期貫通穴に対して対称な位置の検出器群を有し、前記検出器群毎に放射線測定データからプラナー画像を出力する手段を有することを特徴とする。
【発明の効果】
【００１５】
本発明によれば、高空間分解能及び高感度を実現する放射線撮像装置及びそれに用いられる画像化方法を提供することができる。
【図面の簡単な説明】
【００１６】
【図１】本実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置の構成図である。
【図２】本実施形態のＳＰＥＣＴ装置に用い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】本実施形態のＳＰＥＣＴ装置に用いるカメラに内蔵するコリメータを示す斜視図である。
【図９】本実施形態のＳＰＥＣＴ装置に用いるコリメータの１つの貫通穴と検出器の配置を放射線照射方向から見た図である。
【図１０】本実施形態のＳＰＥＣＴ装置に用いるコリメータの点応答関数算出用の１次元体系図である。
【図１１】本実施形態のＳＰＥＣＴ装置に用いるコリメータの点応答関数である。
【図１２】本実施形態のＳＰＥＣＴ装置に用いるコリメータの点応答関数を左右検出器群で分けた図である。
【図１３】左右検出器群毎の視野角を示した概念図である。
【図１４】貫通穴に含まれる検出器を分離せずに一つの検出器と考えた場合の点応答関数である。
【図１５】右検出器群の点応答関数と貫通穴に含まれる検出器を分離せずに一つの検出器と考えた場合の点応答関数の比較図である。
【図１６】本実施形態のＳＰＥＣＴ装置におけるシフト加算した点応答関数である。
【図１７】本実施形態のＳＰＥＣＴ装置に用いるコリメータにおいて、コリメータからの点線源距離を５０mmとした時の点応答関数である。
【図１８】本実施形態のＳＰＥＣＴ装置に用いるコリメータにおいて、コリメータからの点線源距離を２００mmとした時の点応答関数である。
【図１９】本実施形態のＳＰＥＣＴ装置に用いるコリメータにおいて、点応答関数の重心間距離と点線源のコリメータからの距離の関係図である。
【図２０】本実施形態のＳＰＥＣＴ装置に用いるコリメータにおいて、コリメータと検出器間隙間を考慮して求めた点応答関数である。
【図２１】データ処理装置１２の画像処理のフロー。
【発明を実施するための形態】
【００１７】
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。
【００１８】
≪第一実施形態≫
本実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置（放射線撮像装置）１の全体の構成について図１を用いて説明する。
【００１９】
＜ＳＰＥＣＴ装置（放射線撮像装置）＞
図１は、本実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置の構成図である。
【００２０】
ＳＰＥＣＴ装置１は、ガントリ１０、カメラ（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。
【００２１】
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）で検出してプラナー画像及び断層画像を撮像するようになっている。
【００２２】
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。
【００２３】
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線の微小な検出信号は、検出器基板２３，ＡＳＩＣ基板２４を介して、ＡＳＩＣ２５に入力されて増幅する。ＡＳＩＣ２５にて増幅された検出器信号は、ＡＤＣ（アナログ−デジタル変換回路、analog to digital converter、図示せず）によりデジタル信号化されたのち、ＦＰＧＡ（プログラミング可能なＬＳＩ、Field Programmable Gate Array、図示せず）等のデジタル回路素子により、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を検出する。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。
【００２４】
カメラ１１は、固定して撮像することによりプラナー画像を撮像する。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を並べて固定して、プラナー画像を撮像させることもできる。また、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。ＳＰＥＣＴ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。
【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ＦＰＧＡ（図示せず）等のデジタル回路素子から取り込み、プラナー画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。
【００２６】
データ処理装置１２で実行される画像再構成について説明する。
【００２７】
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、式（１）で表される。ここで、Ｃijは、検出器ｉで検出される確率を表す。
【００２８】
ｙi＝ΣＣijλj        ・・・（１）
上式から、逐次近似再構成法等（ＭＬＥＭ法，ＯＳＥＭ法，ＭＡＰ法等）を用いて画像を再構成する。検出器ｉ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Ｃijに等しい。この点応答関数を用いることで、逐次近似再構成法を用いて、より正確な画像を再構成することができる。
【００２９】
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。
【００３０】
＜検出器＞
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。
【００３１】
図２は、本実施形態のＳＰＥＣＴ装置に用い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。
【００３２】
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。
【００３３】
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。
【００３４】
なお、点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点応答関数を求めることになる。
【００３５】
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。
【００３６】
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。
【００３７】
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。
【００３８】
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。
【００３９】
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。
【００４０】
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。
【００４１】
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。
【００４２】
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２２ｅと陰極の電極２２ｆ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）。
【００４３】
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。
【００４４】
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。
【００４５】
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。
【００４６】
＜コリメータ＞
次に、カメラ１１に用いられるコリメータ２６について、図８および図９を用いて説明する。
【００４７】
図８は、本実施形態のＳＰＥＣＴ装置に用いるカメラに内蔵するコリメータを示す斜視図であり、図９は、本実施形態のＳＰＥＣＴ装置に用いるコリメータの１つの貫通穴と検出器の配置を放射線照射方向から見た図である。
【００４８】
コリメータ２６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２７を有し、貫通穴２７は碁盤目状に配置されている。また、各貫通穴２７は、セプタ２８によって仕切られている。
【００４９】
図９に示すように、本実施形態のＳＰＥＣＴ装置１に用いるコリメータ２６は、１つの貫通穴２７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９では、１つの貫通穴２７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。以下、本実施形態のＳＰＥＣＴ装置１に用いるコリメータ２６は、検出器の入射面に対して垂直方向から平面視した際、１つの貫通穴２７に対し４個分の検出器２１を含む構成であるとして、説明する。
【００５０】
また、本実施形態のＳＰＥＣＴ装置１に用いるコリメータ２６のセプタ２８は、図９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３０上に配置される。
【００５１】
＜点応答関数＞
次に、図９に示すコリメータにおける点応答関数について考察する。ここでは、簡単のために図１０に示すように１次元体系にて議論する。実際の検出器及びコリメータは２次元であり、本１次元の考察を２次元に拡張すればよい。
【００５２】
図１１にその点応答関数の一例を示す。図１１は、図１０の１次元体系において点線源４０から各検出器２１を望む立体角（感度に比例）を求めたもので、セプタ２８及び検出器２１はガンマ線を完全に吸収すると仮定している。検出器２１は１.４mmピッチで、セプタ２８は２.８mmピッチで配置し、セプタ長ｌは２６mm、コリメータと点線源間距離Ｌを１００mmとしている。図１１より、セプタ２８の陰になる検出器２１とそうでない検出器２１が交互にあり、応答関数が複雑なことが分かる。
【００５３】
筆者らの考察により、本点応答関数は２種の応答関数の重ね合わせであり、それぞれ分けて考えることにより、本コリメータの点応答関数が簡易的に理解できることを以下に示す。
【００５４】
図１０に示すように、検出器２１をコリメータの貫通穴２７内の右側の検出器群（右検出器群２１Ｒ）と左側の検出器群（左検出器群２１Ｌ）に分けて考える。すると図１１の点応答関数は図１２のように２種の台形状の点応答関数であることが分かる。図１１と図１２は全く同じ点応答関数を単に左右の検出器群で分けて曲線表示しただけである。
【００５５】
また、図１３に示すように、左右の検出器群で視野角が異なっている。左検出群２１Ｌによる視野は、検出器面に垂直な方向に対し右側に傾いており、右検出器群２１Ｒによる視野は、検出器面に垂直な方向に対し左側に傾いている。図１２の２種の点応答関数は台形の点応答関数であり、それぞれ線源の有る原点（ｘ＝０）からシフトしているのは、この視野角の差異によるものである。
【００５６】
以上の考察により、１つの貫通穴２７に対し４個分の検出器２１を含む構成におけるプラナー画像は、ｘ軸及びｙ軸のそれぞれで、２種の視野角の異なる画像の重ね合わせである。言い換えれば、本コリメータ構成において、貫通穴２７に対して対称な位置同士の検出器群のデータを使用して、４種のプラナー画像に分離することが可能である。この時、４種のプラナー画像はそれぞれ視野角の異なる画像となる。それぞれの画像は検出器ピッチの２倍のピッチで画像化してもよいが、画素値の無い中間の画素を両隣りの画素値で補間（平均値を取る等）してもよい。また、拡張すれば、貫通穴２７に対してＭ個の検出器２１を含む場合は、Ｍ個の視野角の異なるプラナー画像を得ることができる。これは画像数が最大Ｍ個取れることを意味しており、それらを束ねてＭ個以下の画像を得ることも可能である。Ｍ個のプラナー画像全てを用いずに一部のプラナー画像を用いても良い。
【００５７】
尚、貫通穴２７に対してＭ個の検出器２１を含む場合に、貫通穴２７内の右側の検出器群（右検出器群２１Ｒ）と左側の検出器群（左検出器群２１Ｌ）の対応関係について詳述する。上記では、前記コリメータ２６の前記貫通穴２７に対して対称な位置の検出器群２１Ｒ，２１Ｌとして説明した。検出器群２１Ｒ，２１Ｌは、貫通穴２７に含まれるＭ個の検出器２１を複数のパターン化した関係で特定し、異なる貫通穴２７について同じパターン（区分）に属する検出器２１を纏めた検出器群であるとも言える。また、検出器群２１Ｒ，２１Ｌは、コリメータ２６のセプタ２８と検出器２１との配置位置の関係でパターン化（規則性の有る事象に区分け）し、異なる貫通穴２７について同じパターン（区分）に属する検出器２１を纏めた検出器である。また、検出器又はセプタなどと線源との配置位置の関係でパターン化しても良い。また、被検体の体軸を考慮してパターン化しても良い。
【００５８】
＜分解能及び画質＞
次に、上記により分離したそれぞれのプラナー画像の空間分解能を考察する。比較のために、図９及び図１０に示すコリメータと検出器配置に置いて、貫通穴２７に含まれる検出器２１を分離せずに一つの検出器と考えた場合の点応答関数を図１４に示す。図１４には比較のために図１２左右検出器群の点応答関数も合わせて表示している。図１４から、通穴２７に含まれる検出器２１を分離せずに一つの検出器と考えた場合（一体検出器）の点応答関数が、左右の検出器群の応答関数を足し合わせたもので有ることが分かる。
【００５９】
本応答関数を最大値で規格化し、右の検出器群の応答関数の重心が原点に来るようにｘ軸方向にシフトしたグラフを図１５に示す。図１５から、一体検出器と比較して右検出器群２１Ｒの点応答関数は、ＦＷＨＭ（full width at half maximum、半値全幅）は等しいが、ＦＷＴＭ（full width at tenth maximum、１／１０全幅）が小さいことが分かる。ＦＷＨＭが等しいことは、分解能が等しいことを意味しているが、ＦＷＴＭが小さいことは、周辺へのデータの広がりが小さく切れの良いコントラストの良い画像を提供できることを意味している。つまり、左右の検出器群毎のプラナー画像は、一体検出器（分離せずに束ねたもの）と比較して、切れが良く（境界がシャープ）でコントラストの良い（濃淡がはっきりした）画像であることが分かる。
【００６０】
本発明により、コリメータの貫通穴に対し複数の検出器が含まれる構成において、プラナー画像を提供することができる。このコリメータの貫通穴に対し複数の検出器が含まれる構成では、コリメータの貫通穴を大きくすることが可能であり、言い換えれば感度が向上するが、従来技術ではサイドローブの発生によりプラナー画像化が困難であった。本発明は、プラナー画像化の問題を解決するものである。
【００６１】
また、本発明により、視野角の異なる複数のプラナー画像を得るので、従来の一つの画像より診断精度向上が期待される。一視野では陰になっていたものが、分離できる等の効果がある。
【００６２】
更に、本発明により、高画質なプラナー画像が提供可能である。点応答関数のＦＷＴＭを向上するので、切れの良いコントラストの良い画像が提供され、診断精度の向上が期待される。
【００６３】
≪第二実施形態≫
第一の実施形態においては、複数のプラナー画像を提供したが、本第二の実施形態においては、統合した一つのプラナー画像を提供する。第二の実施形態のハード構成は、第一の実施形態と同様であり、複数のプラナー画像を提供することも同様である。
【００６４】
統合画像を得る最も簡単な方法は、図１２に示すような点線源の場合、単純に台形の応答関数が重なるように左右検出器群の応答関数をシフトして加算すれば良い。シフト加算した点応答関数（統合プラナー画像）を図１６に示す。図１６より、シフト加算した点応答関数のＦＷＨＭ及びＦＷＴＭは、シフト加算前と変わらないが、感度（縦軸）が向上している。従って、得られた統合プラナー画像は、分解能的には変化ないが、得られるデータ量が増えるためにノイズが抑制されたものとなる。
【００６５】
また、以下の考察から、統合プラナー画像を得るために使用したシフト量から点線源のコリメータ表面からの距離を推定することが可能である。
【００６６】
＜プラナー画像の深さ情報＞
コリメータと点線源間距離を変えた時の点応答関数を図１７（Ｌ＝５０mm），図１８（Ｌ＝２００mm）に示す。図１７，図１８及び図１２（Ｌ＝１００mm）より、点線源がコリメータから離れるに従い、分解能（ＦＷＨＭ）が大きくなると共に、左右の検出器群の台形の点応答関数間の距離が大きくなっていることが分かる。そこで、左右の検出器群の台形の点応答関数の重心間距離（前述のシフト量の２倍）とコリメータ−点線源間距離の関係を図１９に示す。図１９より、点線源のコリメータからの距離と点応答関数の重心間距離は比例関係に有ることが分かる。言い換えると、左右の検出器群毎にプラナー画像を得て、上述の手法等を用いて推定したシフト量から線源の深さ情報（コリメータからの距離）を得ることが可能である。
【００６７】
統合画像を得るための別の方法として、画像の類似性を検出し、一致した部分をシフト加算することも可能である。具体的には、画像の凸部分や凹部分又は急激に画素値が変化する部分を抽出して、左右の検出器群のプラナー画像間で、一致する部分を見付けて、一致する画像間の中央位置に両者を足し合わせれば良い。この時、一致判断する領域は、被検体の深さが１５０mmであれば、図１９から５mm以内の領域である。また、左右のプラナー画像はそれぞれシフトしている方向が決まっている（右検出器群のプラナー画像は右にシフトしている）ので、その反対方向に一致判定領域を設定すれば良い。
【００６８】
統合画像を得る方法は上記に限定されない。例えば画像再構成を実施してもよい。上述の式（１）から、逐次近似再構成法等（ＭＬＥＭ法，ＯＳＥＭ法，ＭＡＰ法等）を用いて画像を再構成し、その投影データとしてプラナー画像を得ることもできる。このように、複数のプラナー画像から、その他画像処理を駆使して統合画像を得ればよく、その手法は限定されるものではない。
【００６９】
更に、推定した深さ情報（シフト量）から、図１２，図１７，図１８に示すような点応答関数を特定することが可能である。点応答関数が特定できれば、その重ね合わせであるプラナー画像は、点応答関数の広がりを補正することにより、より分解能の高い画像となる。例えば、上記の逐次近似再構成法等を用いて画像を再構成する際に、検出器ｉ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。
【００７０】
第一及び第二の実施形態において使用した点応答関数は、本発明の本質を説明するために簡易計算によるもので、実際には、コリメータや検出器でのガンマ線の反応確率を考慮すべきで、体系的にもコリメータの厚みや検出器の隙間を考慮したより厳密な点応答関数を使用することが有効である。また、本簡易計算では立体角を求めたが、より厳密には、レイトレース法やモンテカルロシミュレーションを利用して検出確率を求めることもできる。もちろんシミュレーションデータではなく実測値を使用することも可能である。
【００７１】
図２０は、検出器とコリメータ間の隙間を考慮して、立体角から点応答関数を求めたものである。図２０は、コリメータと検出器間の隙間を５mmとし、その他の体系は図１１と同様である。具体的には、検出器２１は１.４mmピッチで、セプタ２８は２.８mmピッチで配置し、セプタ長ｌは２６mm、コリメータと点線源間距離Ｌを１００mmとしている。右検出器群及び左検出器群共に、サイドローブが発生していることが分かる。これはコリメータと検出器間の隙間を通ったガンマ線が検出されるためである。このサイドローブは空間分解能や画質を劣化させるが、上記のように点応答関数を考慮した画像処理（空間分機能補正）により改善が可能である。例えば、左右のプラナー画像で最大の画素値の周辺で画像の類似性を検出し、シフト量（深さ情報）を推定して点応答関数からその広がり及びサイドローブを補正し、順次画素値の大きい順に上記処理を実行することにより、サイドローブの補正された画像を取得することが可能である。画像の類似性を検出する際には、最大の画素値の周辺で検出する他、ある所定値以上の画素値で検出したり、画素値の変化量や変化率で検出するなど、画素値の分布から画像の類似性を検出しても良い。また、類似性の判定は、波形のパターン認識としてフーリエ変換やウェーブレット変換を適用して判別しても良い。シフト量を推定する際には、複数の検出器群による複数のプラナー画像の間の重心距離を求めるが、重心を求める元となるデータ範囲は類似性で用いた基準の範囲のデータを用いても良いし、類似性で用いた基準の範囲のデータとは異なる範囲のデータを用いても良い。サイドローブを補正する際には、類似性を検出する際に利用した範囲外のデータを無視したり、類似性で用いた基準の範囲のデータとは異なる範囲のデータを用いたり、複数の前記検出器群の複数のプラナー画像の差分を取って所定値以上となる部分のデータを無視したりしても良い。
【００７２】
図２１にデータ処理装置１２の画像処理のフローを示す。上述した各種処理をデータ処理装置１２にて実行する。Step１で、コリメータの複数の貫通穴に対して対称な位置の検出器を検出器群として特定する。Step２で、検出器群毎に放射線測定データからプラナー画像を出力する。Step１，２で終了しても良いし、Step３〜６を行っても良い。Step３で、予め求めておいた点線源のコリメータからの距離と点応答関数のシフト量との関係を用い、前記画素毎の平行移動量から奥行き情報を推定する。Step４で、画素毎の平行移動量から、画素毎の点応答関数を推定し前記プラナー画像及び前記統合プラナー画像を補正する。Step５で、複数の前記検出器群の放射線測定データから作成した複数のプラナー画像について画素値の分布から画像の類似性を検出し、前記検出器群のプラナー画像の前記奥行き情報を推定して、前記プラナー画像を補正する。Step６で、複数の検出器群毎のプラナー画像を画素毎に平行移動して重ね合わせることにより統合プラナー画像を出力する。Step６の統合プラナー画像は、Step４又はStep５の画像補正を行った後に重ね合わせて統合プラナー画像を出力しても良い。
【００７３】
上記考察のように、点応答関数を正確に求めて、空間分解能補正処理を実施することが画質改善には有効である。
【００７４】
本発明により、データ量の多い統合画像を得ることができる。データ量が多いので、統計的な揺らぎの小さい高画質な画像を提供可能であり、診断精度の向上に寄与する。また、統合画像は、更に異なる視野角のプラナー画像であり、視野角の異なる画像が増えることにより、診断精度向上が期待される。一視野では陰になっていたものが、分離できる等の効果がある。
【００７５】
また、本発明により、統合画像を得る際に深さ情報を推定することができる。プラナー画像に深さ情報が付くことにより、疑似的な断層画像を提供できる。深さ情報により、例えば腫瘍の位置をより正確に判定可能であり、診断精度が向上する。
【００７６】
更に、本発明により、推定した深さ情報（シフト量）から点応答関数を推定し、空間分解能補正を実施可能であり、空間分解能の向上した高画質な画像を提供可能である。もちろん、空間分解能及び画質の向上により、診断精度が向上する。
【００７７】
第一及び第二の実施形態においては、プラナー画像の取得方法に関してのみ考察したが、これをＳＰＥＣＴ撮像に展開することが可能である。ＳＰＥＣＴ撮像においては、カメラ１１Ａを回転して複数の投影角にてプラナー画像を取得し、画像再構成により断層像を得るが、本発明により一つのプラナー撮像で、複数の視野角の異なるプラナー画像を取得できるので、ＳＰＥＣＴ撮像のステップ数を減らすことが可能である。ステップ数を減らすことは、画像の撮像時間の短縮を可能とする。また、ステップ数を減らさずに、撮像すれば、投影角（視野角）の多い、より高分解能な画像を得ることが可能である。
【００７８】
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。
【００７９】
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、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。
【符号の説明】
【００８０】
１  ＳＰＥＣＴ装置（放射線撮像装置）
１０  ガントリ
１１Ａ，１１Ｂ  カメラ（撮像装置）
１２  データ処理装置（位置情報推定手段，点応答関数計算手段，空間分解能補正手段）
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
２１Ｒ  右検出器群
２１Ｌ  左検出器群
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  コリメータ
２７  貫通穴
２８  セプタ
２９  遮光・γ線・電磁シールド
３０  境界線
４０  点線源
【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１７】
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【図１８】
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【図１９】
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【図２０】
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【図２１】
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