"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/p17.681で表され、前記R2はR2=-22.044×s/p34.681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。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。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。<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。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IDIdentification、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。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。図2における検出器2121A、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。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-PMC1PixelMatchedCollimator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-PMC4PixelMatchedCollimator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。≪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。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6b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6a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。≪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。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。<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。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raytrace、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。≪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Simulation1、モンテカルロシミュレーションSimulation2、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。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。≪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13aは、図13b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13b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14a、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14a、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14a、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14a、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14a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14b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。図14a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14a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14b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14b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、MTFModulationTransferFunctionを示す特性図である。図15aは1-PMCのMTFを示した特性図であり、図15b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14a、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15a、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、Frequencycycle/cmと表記している。また、図15a、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、Frequencycycle/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15a、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。≪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。≪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。≪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17aである。また、1-PMCでg=8mmに対する再構成画像が図17bである。また、4-PMCでg=0mmに対する再構成画像が図17cである。また、4-PMCでg=8mmに対する再構成画像が図17dである。なお、図17a、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。≪リカバリーレシオRecoveryRatio≫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RecoveryRatio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RecoveryRatio={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RecoveryRatioは1の100に近づく。リカバリーレシオRecoveryRatio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RecoveryRatio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ROIRegionofInterest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17a~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。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。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MainPeakとサブピークSubPeak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MainPeakと第2放射線量に起因するサブピークSubPeak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。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15b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15b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=8mmGAP=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<Rf7の範囲と表現できる。したがって、比率Rが、Rf-10<R<Rf7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。図21は、貫通穴長であるZ方向長さhが184mm◆、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、Frequencycycle/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、Frequencycycle/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、h18.4、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。≪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184mm◆、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/p27.681で表される。画像評価の結果より、比率RがRf-10<R<Rf7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/p17.681<R<-22.044×S/p34.681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=27.6817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。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。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。"