JP2001343462A

JP2001343462A - 核医学診断装置並びに該装置におけるデータ処理方法及び当該方法に係るプログラムを記録する記録媒体

Info

Publication number: JP2001343462A
Application number: JP2000163394A
Authority: JP
Inventors: Kazuo Mori; 一生森; Nobuatsu Motomura; 信篤本村
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 2000-05-31
Filing date: 2000-05-31
Publication date: 2001-12-14

Abstract

(57)【要約】【課題】コリメータの半導体検出素子に対する同期・
非同期に関わらず、画像の画質向上を図り得る核医学診
断装置を提供する。【解決手段】本発明に係る核医学診断装置は、前記半
導体検出素子と前記コリメータの開口部との配置関係か
ら規定される当該半導体検出素子の感度方向に関する、
その正規方向からのずれ角度を補正するデータ処理手段
を有する。ここに「補正」とは、前記ずれ角度の存在を
前提として得られる素子からの信号を構成する位置情報
を、前記正規方向に準じた位置情報に位置付け直すリマ
ッピング処理や、前記画像が断層像である場合におい
て、検出器の回動角毎に取得された信号を、当該回動角
に対し前記ずれ角度を加減した投影角度に関する投影デ
ータとみなす投影角度の割り振りに係る処理が該当す
る。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、核医学診断装置並
びに該装置におけるデータ処理方法及び当該方法に係る
プログラムを記録する記録媒体に関するものである。

【０００２】

【従来の技術】従来より、放射性同位元素(以下、「Ｒ
Ｉ」と略すことがある)により標識した薬剤を被検体内
に投与し、当該ＲＩから放射されるガンマ線を検知・計
測した結果に基づいて、当該ＲＩの被検体内における分
布の様子を画像化する核医学診断装置が提供されてい
る。特に、前記画像を、三次元分布画像（断層像）とし
て撮影する装置ないし手段としては、ＳＰＥＣＴ（Sing
le Photon Emission Computed Tomography）装置が広く
知られている。このような画像により、装置使用者ない
し術者は、外科的手段によることなく被検体内部の様子
を確認することができる。

【０００３】ところで、上記核医学診断装置において
は、前記ガンマ線を検知・計測するため、「放射線検出
部」を搭載することが必須である。この放射線検出部
は、ガンマ線の入射を受け、その入射位置及びエネルギ
を反映しつつ、これを（取り扱いやすい）電気信号に変
換するという機能を基本的に備えるものである。

【０００４】このようなものとして従来、コリメータ、
シンチレータ（例えばＮａＩ結晶から構成される）及び
光電増倍管を主とした構成からなるものが広く利用され
ていた。これによれば、コリメータを介して入射したガ
ンマ線がシンチレータにより光信号に変換され、この光
信号が光電増倍管により電気信号に変換される。シンチ
レータでは、ガンマ線の入射位置及びそのエネルギが判
明するから、前記電気信号はこれらの情報を反映したも
のとなっている。したがって、この電気信号を投影デー
タとして収集し、これを再構成すれば被検体の断層像を
得ることができる。

【０００５】なお、上記放射線検出部におけるコリメー
タは、具体的には、よく知られているように、鉛等の隔
壁により形成された複数の開口部を有する構成となって
いる。シンチレータに対するガンマ線の入射は、これら
開口部によって一定程度、限局されることになる。

【０００６】一方、上記した放射線検出部とは別に、ガ
ンマ線の入射が電荷の発生（つまり、電気信号の発生）
に寄与する半導体検出素子の複数を、例えば平面的（マ
トリックス状）かつ離散的に配列した構成となる放射線
検出部も既に提案されている。これによれば、上記シン
チレータを用いるものとは異なり、ガンマ線から直に電
気信号を得ることが可能となる。また特に、半導体検出
素子の形成は容易に小型化対応可能（つまり、高集積化
できる）ものであることから、その本質的な分解能、す
なわちいわゆる「イントリンシック(intrinsic)な分解
能」を高くすることができる。

【０００７】ところで、このような半導体検出素子を用
いる放射線検出部にあっても、ガンマ線の到達方向を一
定程度限局するため、上述したようなコリメータが利用
されることに変わりはない。このとき、上記高集積化な
いし高いイントリンシック分解能という特性を生かすた
め、当該コリメータ（における開口部）と当該半導体検
出素子（の数）とを「同期」させる構成がとられること
がある。ここに「同期」とは、例えば最も単純には、前
記開口部と半導体検出素子とを１対１に対応させること
である。

【０００８】

【発明が解決しようとする課題】しかしながら、上記し
た１対１なる関係に基づく、半導体検出素子とコリメー
タとの同期化（あるいは、単にコリメータの同期化ない
し同期コリメータの採用）は製造コストの上昇を招くと
ともに、一般に、放射線検出部の設計につき極めて大き
な制約を課すものとなる。例えば高エネルギ用コリメー
タを構成する場合、その隔壁は厚くする必要があるが、
このような場合においても「１対１」の同期を保とうと
すれば、図１３に示すように、コリメータ１１０の開度
が極端に小さくなってしまう。したがって、半導体検出
素子１２０におけるガンマ線の検知について、その感度
が著しく低下し、また、過度に空間分解能が高くなって
しまう。これは、素子サイズが小さい場合特に問題であ
る。

【０００９】このような問題を回避するには、例えば図
１４に示すように、コリメータ１１１の高さ（ないし厚
さ）を小さくするようにすればよい。しかし、この場合
においては、図に示すように、開口部１１１ｂ孔方向の
精度を確保することが難しく、各検出素子１２０の感度
方向がばらばらになり、このままではコリメータ１１１
本来の機能を果たせないこととなる。

【００１０】また、コリメータは通常、一定期間使用に
供される毎に交換される部品である。したがって、この
交換に際しては、従前のコリメータの取り外し作業、及
び、新コリメータの取り付け作業が行われることになる
が、後者の取り付け作業時には、カメラヘッドつまり半
導体検出素子に対するコリメータの位置誤差が発生する
可能性がある。これは新規製造時、コリメータを取り付
ける際にも当然に問題となる。

【００１１】このような、コリメータ取り付けを起因と
する位置誤差が発生すると、図１５に示すように、半導
体検出素子１２０は、それが臨むべき正規の方向（コリ
メータ隔壁１１２ａに沿った方向）からはずれた方向Ａ
ｒを臨むこととなってしまう。このような場合に、その
まま画像の作成、例えば断層像を再構成等すると、ピン
ぼけが発生したり、アーチファクトが発生したりする可
能性が大きくなる。

【００１２】ちなみに、コリメータにおける隔壁が、あ
る一つの半導体素子の直上に存在するような取り付け、
つまり、当該隔壁を一の半導体検出素子が跨ぐような取
り付けがなされると、上記した不都合はより深刻なもの
となる。

【００１３】結局のところ、高価な同期コリメータを使
用するにもかかわらず、上述した各種の理由により、小
さい素子によるイントリンシック分解能の高さは殆ど生
きず、場合によっては、従来のシステム、例えば半導体
検出素子とコリメータとが非同期であるシステムで得ら
れ得る画像と大差ない画質の画像しか得られない、とい
う問題点があった。

【００１４】本発明は、上記事情に鑑みてなされたもの
であり、その目的とするところは、コリメータの半導体
検出素子に対する同期（とりわけ、１対１の同期）・非
同期に関わらず、画像の画質向上を目した補正処理が実
施し得る核医学診断装置並びに該装置におけるデータ処
理方法及び当該方法に係るプログラムを記録する記録媒
体を提供することにある。また、そのような思想を基本
として、「同期」コリメータを利用する場合における、
その「同期」ということを、前記補正処理の観点からよ
り機能的に捕らえることで、画質の劣化を招くことな
く、画質向上を図り得る核医学診断装置等の提供も本発
明の目的とするところである。

【００１５】

【課題を解決するための手段】本発明は上記課題を解決
するために以下の手段をとった。すなわち、請求項１記
載の核医学診断装置は、複数の半導体検出素子を並設し
た放射線検出手段と、被検体内から発せられた放射線の
前記半導体検出素子に対する入射態様をその開口部によ
って限局するコリメータと、前記複数の半導体検出素子
から出力される計数値情報に基づいて位置情報を演算す
る位置情報演算手段とを少なくとも備えた核医学診断装
置において、前記半導体検出素子と前記開口部との配置
関係から規定される当該半導体検出素子の感度方向に関
する、その正規方向からのずれ角度を補正するデータ処
理手段を有することを特徴とするものである。

【００１６】また、請求項２記載の核医学診断装置は、
請求項１記載の同装置において、前記補正が、前記ずれ
角度の存在を前提とした前記位置情報を、前記正規方向
に準じた位置情報に位置付け直す、リマッピング処理に
該当することを特徴とし、請求項３記載の核医学診断装
置は、請求項２記載の同装置において、前記前記リマッ
ピング処理が、前記ずれ角度の存在を前提とした前記位
置情報を、前記被検体に関し設定される関心位置におい
て発生する関心位置ずれ量に基づいて、前記正規方向に
準じるようシフトするシフト処理と、該シフト処理によ
り新たに付された位置情報には、該シフト処理前の位置
情報に対応する計数値情報が対応するものとし、当該計
数値の全位置に関する補間を実施する補間処理と、該補
間処理により定められた補間曲線上で、任意の位置情報
に対応する計数値情報を取得する処理とを含むことを特
徴とする。

【００１７】さらに、請求項４記載の核医学診断装置
は、請求項１記載の同装置において、前記位置情報及び
前記計数値情報に基づいて生成される画像が、前記被検
体周囲を回転する前記放射線検出器の回動角毎に取得さ
れる投影データに基づいて再構成される断層像である場
合において、前記補正が、前記回動角毎に取得された投
影データを、当該回動角に対し前記ずれ角度を加減した
投影角度に関する投影データとみなす投影角度の割り振
りに係る処理に該当することを特徴とすし、請求項５記
載の核医学診断装置は、請求項４記載の同装置におい
て、前記コリメータは、コンバージング・コリメータ又
はダイバージング・コリメータであることを特徴とす
る。

【００１８】一方、請求項６記載の核医学診断装置は、
請求項１乃至５のいずれかに記載の同装置において、前
記補正に係る処理は、前記ずれ角度の相違に応じてグル
ープ分けされた前記半導体検出素子につき、当該グルー
プを単位として実施されることを特徴とするものであ
る。

【００１９】そして、請求項７記載の核医学診断装置
は、請求項６に記載の同装置において、前記グループ
が、前記半導体検出素子及び前記開口部を、これらの配
置関係につき同期させることによって決定されることを
特徴とし、請求項８記載の核医学診断装置は、請求項７
に記載の同装置において、前記同期ということが、任意
の一方向に関し並設される前記半導体検出素子の全数
Ｗ、当該半導体検出素子の当該並設のピッチＰ及び前記
開口部を区分けする隔壁のピッチＱが、Ｐ：Ｑ＝ｊ：ｋ
（ｊ及びｋは自然数）かつｋ＜Ｗ（ただし、ピッチ
Ｐは、前記半導体検出素子の前記一方向に関する長さに
等しい）を満足することを特徴とし、請求項９記載の核
医学診断装置は、請求項８に記載の同装置において、前
記ｋは、１以上９以下であることを特徴とするものであ
る。

【００２０】また、請求項１０記載の核医学診断装置
は、請求項１乃至９のいずれかに記載の同装置におい
て、前記半導体検出素子上に前記隔壁が存在する場合で
あって、当該半導体検出素子に関する前記放射線の受容
角の広がりが他の半導体検出素子に比べ大きい場合に
は、前記補正に係る処理において、当該半導体検出素子
に関する前記感度方向及びそのずれ角度並びに当該半導
体検出素子からの出力を無視することを特徴とするもの
である。

【００２１】請求項１１乃至１３記載の核医学診断装置
は、請求項１記載と同様な放射線検出手段、コリメータ
及び位置情報演算手段とを備えた核医学診断装置におい
て、一の半導体検出素子の出力の挙動が、他の半導体検
出素子の出力の挙動と異なる場合、前記一の半導体検出
素子の近傍に位置する半導体検出素子の出力に係るデー
タを補間処理することにより得られるデータを、当該一
の半導体検出素子から出力されるデータとして代替使用
することを特徴とし（請求項１１）、前記一の半導体検
出素子の近傍に位置する半導体検出素子の出力に係るデ
ータと当該一の半導体検出素子の出力に係るデータをと
の平均をとることにより得られるデータを、当該一の半
導体検出素子から出力されるデータとして、希薄化使用
することを特徴とし（請求項１２）、又は、前記一の半
導体検出素子の出力に係るデータを、画像を作成する際
に使用しないことを特徴とするものである（請求項１
３）。

【００２２】そして、請求項１４乃至１６記載の核医学
診断装置は、請求項１１乃至１３記載の同装置におい
て、前記出力の挙動の相違は、前記半導体検出素子にお
ける前記放射線に対する受容角の相違に基づくことを特
徴とし（請求項１４）、前記出力の挙動の相違は、前記
半導体検出素子と前記開口部との配置関係から規定され
る当該半導体検出素子の感度方向の相違に基づくことを
特徴とし（請求項１５）、また、前記出力の挙動の相違
は、前記半導体検出素子の欠陥に基づいて生じることを
特徴とする（請求項１６）。

【００２３】請求項１７記載の核医学診断装置は、請求
項１記載と同様な放射線検出手段、コリメータ及び位置
情報演算手段とを備えた核医学診断装置において、前記
半導体検出素子に対向するよう設けられた補助線源と、
該補助線源から発せられる放射線を受けた前記半導体検
出素子の応答出力に基づいて、当該半導体検出素子の感
度特性を知得するデータ処理手段とを有することを特徴
とするものである。また、請求項１８記載の核医学診断
装置は、請求項１７記載の同装置において、前記補助線
源が、任意の一方向に関し並設される前記半導体検出素
子に沿って延在する線線源であって、他の方向に並設さ
れる前記半導体検出素子に沿って移動する線線源である
ことを特徴とする。

【００２４】さらに、請求項１９記載の核医学診断装置
は、請求項１７又は１８記載の同装置において、前記感
度特性は、前記半導体検出素子と前記開口部との配置関
係から規定される感度方向であることを特徴とする。

【００２５】また、請求項２０記載の核医学診断装置
は、複数の半導体検出素子を並設した放射線検出手段
と、被検体内から発せられた放射線の前記半導体検出素
子に対する入射態様をその開口部によって限局するコリ
メータとを少なくとも備えた核医学診断装置において、
任意の一方向に関し並設される前記半導体検出素子の全
数Ｗ、当該半導体検出素子の当該並設のピッチＰ及び前
記開口部を区分けする隔壁のピッチＱが、Ｐ：Ｑ＝ｊ：
ｋ（ｊ及びｋは自然数）かつｋ＜Ｗ（ただし、ピッ
チＰは、前記半導体検出素子の前記一方向に関する長さ
に等しい）を満足することを特徴とするものである。

【００２６】最後に、請求項２１記載の核医学診断装置
におけるデータ処理方法は、上記した請求項３に記載の
核医学診断装置において実行される処理と同様の処理を
行うデータ処理方法である。また、請求項２２記載の核
医学診断装置におけるデータ処理方法に係るプログラム
を記録する記録媒体は、請求項２１に記載のデータ処理
方法に係るプログラムを記録するものである。

【００２７】

【発明の実施の形態】以下では、本発明の第一の実施の
形態について図を参照しつつ説明する。図１は、本第一
実施形態に係る核医学診断装置の構成例を示す概要図で
ある。図１において、核医学診断装置は、放射線検出部
（放射線検出手段）１、データ収集部２、メモリ３、画
像作成部４及び画像表示部５並びに制御部６から構成さ
れている。

【００２８】放射線検出部１は、その全体の概観が平板
状形態となっており、二次元的に構成されたコリメータ
１１と、その複数が離散的かつマトリックス状に配列さ
れた半導体検出素子１２（以下、「検出素子」という）
とから構成されている。この放射線検出部１全体は、図
示しない回動アームに支持されて、被検体Ｐ周囲を、図
中矢印Ａに示すように、回転することが可能となってい
る。

【００２９】コリメータ１１は、ガンマ線を遮蔽し得る
材質（例えば、鉛等）により構成され、隔壁１１ａによ
って複数に区分けされた開口部１１ｂを有する形態とな
っている。被検体Ｐ内に投与された放射性同位元素から
発せられたガンマ線は、この開口部１１ｂによりその入
射態様が限局され、該開口部１１ｂを通過したガンマ線
のみ後段の検出素子１２に到達する。

【００３０】検出素子１２は、前記コリメータ１１を介
して到達したガンマ線を受けこれを直接に電気信号に変
換するものである。この電気信号は、その由来となった
前記ガンマ線が、放射線検出部１におけるどの位置にお
いて検知ないし計数されたものであるか（換言すれば、
「どの」検出素子１２において検知されたものである
か）、また、当該ガンマ線が如何なるエネルギを有する
か、の各々を表象する位置情報及び計数値情報（ないし
はエネルギ情報）を含むものである。なお、検出素子１
２からは、直接には、計数値情報が出力される。前記し
た位置情報は、後記するデータ収集部２に付設される位
置情報演算部（不図示）において、この出力された計数
値情報に基づいて演算されることになる。

【００３１】ここで、本第一実施形態においては特に、
上記コリメータ１１ないしその開口部１１ｂ及び検出素
子１２との配置関係が次のようになっている。すなわ
ち、図２に詳しく示すように、二つの検出素子１２に対
して、コリメータ１１における一つの開口部１１ｂが対
向するようになっている。なお、このような配置関係
は、従来の技術の項で説明した「１対１の同期」にこそ
あたらないが、広く「同期」している、と捕らえても問
題ない形態である。したがって、本発明にいう「同期」
とは、図２に示すような検出素子１２とコリメータ１１
との配置関係をも含めた意味を有する。この「同期」と
いう点については、以下の第三実施形態の説明におい
て、より詳しく説明することとする。

【００３２】なお、図１においては、放射線検出部１が
１台のみ設けられる形態が示されているが、場合によっ
ては、周知のようにこれを２台設けるような形態として
よい。また、図２においては、Ｘ方向のみを示したが、
Ｚ方向については、これをＸ方向と同様な配置関係にな
るよう構成してよいし、また、該Ｘ方向とは別の構成と
なるようにしてもよい。さらに言えば、検出素子２の配
列自体も、Ｘ方向とＺ方向とで異なるようにしてよい。
この場合においては、これら検出素子１２とコリメータ
１１との配置関係は、Ｘ方向とＺ方向とで当然に異なる
こととなろう。いずれにしても本発明は、これらの点に
関し、特に拘泥されるものではない。

【００３３】データ収集部２は、前記放射線検出部１か
ら出力される電気信号を受け取り、これをガンマ線デー
タとして収集し、メモリ３は、この収集されたガンマ線
データを記憶する。なお、本第一実施形態におけるメモ
リ３においては、上記検出素子１２の数と同数のアドレ
スを有するものと仮定する。つまり、検出素子１２とア
ドレスとが１対１対応にあり、一の検出素子１２におけ
るガンマ線検知は、それに対応するアドレス上に記憶さ
れることになる。また、このメモリ３に対する記憶作業
時には、後述する「リマッピング処理」が実施される
が、これについては後の作用説明時に詳しく説明するこ
ととする。

【００３４】画像作成部４は、この収集されたガンマ線
データに基づいて、被検体Ｐに関するプラナー像を作成
したり、また、断層像を再構成し、画像表示部５は、こ
れら作成又は再構成されたプラナー像又は断層像を表示
する。なお、本発明における「画像」という用語は、特
に断りがない限り、プラナー像及び断層像の両方を意味
する。

【００３５】制御部６は、上記した放射線検出部１、デ
ータ収集部２、画像作成部４及び画像表示部５その他本
第一実施形態における核医学診断装置全体の動作を調和
的に制御する役割を担う。装置使用者は、入力部７を介
して、制御部６に対する直接的な指令等を発することが
でき、これを以って上記各構成要素の操作を行うことが
可能となっている。また特に、制御部６は、それに内設
されているデータ処理部６ａにより、上記で若干述べた
「リマッピング処理」を実施する。

【００３６】以下では、上記構成となる核医学診断装置
の作用効果、特に「リマッピング処理」について説明す
る。なお、この説明は、便宜上、図２に示すようなＸ方
向のみについてのみ、また、図２におけるコリメータ１
１の隔壁１１aの厚さを無限小とする仮定をおいて行
う。ただし、以下の説明から明らかとなるように、本第
一実施形態の作用を、Ｚ方向について、また、より現実
的な形態である有限の隔壁厚さを有する場合について、
適用することは容易である。

【００３７】まず、説明に入る前に、記号の導入等その
他若干の準備をする。図２に示すように、隣り合う検出
素子１２の配列間隔、すなわち検出素子１２のピッチを
Ｐとする。また、検出素子１２の検知面（図中では、下
面）１２ａからコリメータ１１の端面１１ｃまでの距離
をｙ_cとし、同じく検知面１２ａから被検体Ｐについて
設定される関心部までの距離（以下、「関心位置」とい
う）をｙとする。

【００３８】また、図２に示す矢印Ａｒ１及びＡｒ２
は、検出素子１２の感度中心点１２ｂと、該素子１２か
ら距離ｙ_cだけ離れた前記端面１１ｃにおける開口部１
１ｂの開口中心点１１ｄと、を結ぶものであり、以下で
はこれを「検出素子１２の感度方向の中心」と呼ぶこと
にする。なお、「検出素子１２の感度中心点１２ｂ」と
は、いまの場合、隔壁１１ａの厚さが無限小であると仮
定しているから、該素子１２の長さの幾何学的中心に一
致すると考えてよい。厚さが有限であるときには、検出
素子１２長さからその厚さにより遮られる分だけ控除し
た長さの中心が感度中心点１２ｂとなる。また、図に
おいては、左端に示した二つの検出素子１２についての
み、感度方向の中心Ａｒ１及びＡｒ２を示したが、残余
の検出素子１２についても、全く同様に感度方向の中心
が想定されるのは言うまでもない。

【００３９】この図に示すように、隣り合う２つの検出
素子１２は、それぞれ全く異なる方向を臨む、すなわ
ち、異なる感度方向の中心Ａｒ１及びＡｒ２を有するこ
とがわかる。なお、ここで、各検出素子１２が隔壁１１
ａの壁面に平行に臨む方向を「正規方向」と定義し、こ
の正規方向と上記感度方向の中心Ａｒ１及びＡｒ２との
「ずれ」ないし「ずれ角度」を、図に示すように、各々
±θとする。

【００４０】以上のような記号の導入により、まず、ｔａｎθ＝（Ｐ／２）／ｙｃ … （１）が成立することがわかる。

【００４１】次に、更なる準備として、各検出素子１２
及び各開口部１１ｂに、それぞれ番号ｉ及び番号ｎをつ
ける。ここで、ｉは、１、…、Ｗ、ｎは１、…、Ｎであ
り、Ｗ＝２Ｎである。このような番号付けとなるのは、
上述したように、検出素子１２と開口部１１ｂとの配置
関係が、一つの開口部１１ｂに対し二つの検出素子１２
が対応するようになっているからである。なお、このこ
とから、図２に示す系のＸ座標は、上記番号ｉ及びピッ
チＰを用いて、Ｘｉ＝（ｉ−１）・Ｐ … （２）と表すことができる。

【００４２】また、所定時間の各検出素子１２からのガ
ンマ線計数結果をＤｉとする。ここに添え字ｉは、上記
検出素子１２の番号ｉである。一方、メモリ３上には、
上述したように、各検出素子１２に１対１で対応するア
ドレスが存在していたから、これらアドレスは、番号ｉ
により規定され得ることになる。いま、これら各アドレ
スに蓄えられるデータをＭｉとする。なお、このような
事態を別の観点から言い換えれば、データ処理部６ａ
が、画像化のためのマップ（＝アドレス群）をメモリ３
上に作成すると見てもよい。

【００４３】さて、以上の準備の下、本第一実施形態に
おける「リマッピング処理」について、図３フローチャ
ートに則って説明する。まず、装置使用者は、図３ステ
ップＳ１にあるように、被検体Ｐについて最も着目した
い位置、すなわち関心位置ｙを入力部７から設定する。
なお、この関心位置ｙは、通常、被検体Ｐの中心位置と
一致することが適当である。また、このことから、当該
関心位置ｙのデフォルト値を、被検体Ｐの乗る寝台天板
ＰＬの面から１０ｃｍ程度上方等として予め設定してお
くとよい。ちなみに、本第一実施形態に係る核医学診断
装置は、天板ＰＬに対し、どの位置に放射線検出部１な
いしは検出素子１２（の検知面１２ａ）が位置している
かを常に把握している。

【００４４】次に、図３ステップＳ２にあるように、カ
メラヘッド１においては被検体Ｐ内部から発生するガン
マ線が検知され、これが電気信号に変換されて、データ
収集部２へと送信される。そして、データ収集部２に逐
次送信されてくるガンマ線データは、メモリ３へと順次
記憶されていくことになる。

【００４５】ここで、通常であると、データ収集部２か
らメモリ３への記憶作業時、データ処理部６ａは、Ｍｉ
＝Ｄｉ、あるいはＭｉ＝ａ・Ｄｉとする。しかしなが
ら、いまの場合においては、各検出素子１２の感度方向
の中心Ａｒ１及びＡｒ２は、図２に示したように正規方
向から±θだけ「ずれ」ているから、これをそのまま画
像として出力すると、ぼけ等の発生を招く。これは、上
記したＭｉ＝Ｄｉ、あるいはＭｉ＝ａ・Ｄｉなる処理
が、「正規方向を見ている各検出素子１２」を前提とす
る場合に限り正当だからである。ちなみに、図２のよう
な場合において、このような処理が正当であるのは、関
心部ｙ＝０のときだけである。

【００４６】そこで、本第一実施形態においては、以下
に具体的に記す一連の作業、すなわち「リマッピング
（re-mapping）処理」を実施する。まず、関心位置ｙに
おいて、各検出素子１２の感度中心Ａｒ１及びＡｒ２
は、いずれにしても、正規方向から決まる位置から各々
（ｙｃ／ｙ）・Ｐだけずれる。これを一般的に記述する
と、ｉ＝２ｎ−１の素子、Ｘ＝（２ｎ−２）・Ｐ＋（ｙ／ｙｃ）・Ｐ … （３）ｉ＝２ｎの素子、Ｘ＝（２ｎ−１）・Ｐ−（ｙ／ｙｃ）・Ｐ … （４）となる。

【００４７】図３ステップＳ３では、このような関心位
置ずれ（ｙｃ／ｙ）・Ｐ及びその正負を加味し、検出素
子１２からの直接的なガンマ線計数Ｄｉに対応する位置
情報（座標）Ｘｉを、各々シフトさせる処理を行う。す
なわち、図４に示すように、検出素子１２から直接的に
得られた「白丸」に係るデータ（位置情報及び計数値情
報を含む）を、関心位置ずれ（ｙｃ／ｙ）・Ｐを考慮す
ることで「黒丸」の位置にあるものとみなすのである。
これは、感度方向の中心Ａｒ１及びＡｒ２のずれ角度θ
の存在を前提として発生する関心位置ずれ（ｙｃ／ｙ）
・Ｐを、それがあたかもなかったかのように、あるいは
正規方向に準じるように、減殺する処理となる。なお、
図４において横軸は位置座標Ｘ、縦軸は計数値であり、
検出素子番号ｉについては、９９番から１１０番まで、
開口部番号ｎについては、５０番から５５番までを示し
ている。

【００４８】次に、図３ステップＳ４にあるように、新
たに解釈された位置情報とそれに対応する計数値（上記
「黒丸」）に基づいて、これら各点の横軸Ｘに関する補
間処理を行う。図５は、当該補間処理として、直線補間
をした場合の一例を示すものである。

【００４９】そして、図３ステップＳ５にあるように、
この補完処理により定められた補間曲線ＣＬから所望位
置座標Ｘ＝（ｉ−１）・Ｐ（（２）式）における値（図
では、Ｖ₁，Ｖ₂，…，Ｖ₁₂）を得て、それらの値を新た
にＭｉとする。つまり、データ処理部６ａは、このよう
にして得られた計数値を、「Ｍｉ」としてメモリ３に記
憶する。

【００５０】後は、このようにして得られたデータＭｉ
に基づいて、画像形成部４が画像を形成し、この形成さ
れた画像を画像表示部５において表示する（図３ステッ
プＳ６）。

【００５１】このような「リマッピング処理」により、
各検出素子１２の感度方向の中心Ａｒ１及びＡｒ２が正
規方向からずれていることに起因する画像上のぼけ等の
発生を、少なくとも関心位置ｙについては完全に防ぐこ
とができる。ここに改めて、「リマッピング処理」の趣
旨を要すれば、ずれ角度θの存在を前提とした、検出素
子１２からの直接的な出力に基づき得られる位置情報
を、前記正規方向に準じた位置情報に、位置付け直す処
理であるということが言えよう。そして、本第一実施形
態においては、位置付け直される位置情報は、関心位置
ｙにおけるそれであり、また、「位置付け直す」とは、
メモリ３上のアドレスに関して、ということになる。

【００５２】なお、上述の説明においては、リマッピン
グ処理にあたり、メモリ３のアドレス数（ないしマップ
サイズ）を、検出素子１２の数と同じであるとしていた
が、本発明は、このような形態に限定されるものではな
い。例えば、アドレスをより多く（ないしマップをより
細かく）してもよいし、逆に、少なく（ないし粗く）し
てもよい。このように、アドレス数（ないしマップサイ
ズ）が検出素子１２数と異なる場合には、検出素子１２
からのデータ配列によるプロファイルを補間してリサン
プリングを行うのが一般であるが、その場合でも、本発
明においては、前記と同様にプロファイルを描くにあた
り、座標軸を真の値に近い状態に改定して描く。

【００５３】また、上述では、検出素子１２配列の一方
向についてのみのリマッピング処理を示したが、二次元
配列の放射線検出部１においては、もう一方の配列方向
についても同様な処理を行うべきことは勿論である。

【００５４】以下では、本発明の第二の実施形態につい
て説明する。本第二実施形態は、上記画像が「断層像」
である場合、つまり、画像形成部４において「断層像」
を再構成する場合に関するものである。なお、核医学診
断装置自体の構成等については、上記第一実施形態と同
様であるので、その説明は省略することとする。このこ
とは、検出素子１２とコリメータ１１（の開口部１１
ｂ）との配置関係についても図２を前提とした説明を行
うことを意味するが、この点については、後の説明で重
要となる。

【００５５】断層像を取得する場合には、放射線検出部
１を、図１を参照して説明した矢印Ａに示す方向に回転
させつつデータ収集を行うのが一般的である。このと
き、放射線検出部１は、静止及び所定距離の動作を所定
回数ｍ繰り返し行い、当該静止状態において、所定時間
ガンマ線の検知を行う。すなわち、図６に示すように、
放射線検出部１の回動角φ＝ｍΔφ（ｍ＝１、…、Ｍ、
Δφ＝２π／Ｍ）であり、このφのΔφを単位とした変
化に応じてデータ収集が行われることになる。なお、こ
の図において、Ｒ（φ）は回転中心から検出面１２ａま
での距離であり、通常は固定されているが、放射線検出
部１の回動中に、これを変化させることも可能である。

【００５６】そして、回動角φ毎に、Ｍｉ（φ）＝Ｄｉ（φ） … （５）としてこれを投影データとし、ＦＢＰ（Ｆｉｌｔｅｒｅ
ｄＢａｃｋＰｒｏｊｅｃｔｉｏｎ）や逐次近似等の
断層像再構成計算に供する。後は、この再構成された断
層像を、画像表示部５において表示すればよい。

【００５７】ところで、いま、放射線検出部１における
検出素子１２とコリメータ１１（の開口部１１ｂ）との
配置関係は、図２に示したようなものであると仮定して
いるから、上記（５）式に表象されるデータ収集部２か
らメモリ３への記憶作業では、検出素子１２毎の感度方
向の中心が正規方向からずれていることを無視している
ことになる。したがって、これに基づく再構成計算によ
り得られた断層像上では、ぼけ等が発生することが避け
られない。被検体Ｐの性状によっては、アーチファクト
も発生し得る。

【００５８】その解決策としては、まず、上記第一実施
形態として既に記したように、回動角φ毎に得られたデ
ータに関し、既知のずれ角度θに基づくリマッピング処
理を行い、当該リマッピング処理された後のデータを投
影データとして画像再構成の計算に供すればよい。この
場合においては、図２に示す距離ｙを、図６に示すＲ
（φ）とするのが妥当であろう（つまり、上記第一実施
形態は、画像がプラナー像であるか断層像であるかにか
かわらず適用可能である）。このようにすると、ＳＰＥ
ＣＴ画像再構成領域中央部に関しては、検出素子１２の
感度方向の中心Ａｒ１及びＡｒ２が正規方向からずれる
ことに起因するぼけ等の発生を防ぐことができる。た
だ、このぼけ解消効果は、中央から離れるにしたがい減
少する。

【００５９】一方、本第二実施形態では、いま述べた解
決策とは別の処理手法を提供する。まず、図６に示すよ
うな回動角φで収集された投影データは、図７及び図８
に示すような感度方向の中心Ａｒ１「群」及びＡｒ２
「群」に分類することができることがわかる。

【００６０】このことから、番号ｉ＝２ｎ−１を有する
検出素子１２と同番号ｉ＝２ｎを有するそれとは、各々
別の回動角、すなわちφから＋θ及び−θだけずれた角
度に該当する回動角（投影角度方向）で収集された投影
データとみなし得ることがわかる。また、このとき、上
記投影データの各々は、図７及び図８からわかるよう
に、正規方向に対し、±Ｒ（φ）・ｔａｎθだけ平行移
動している。

【００６１】具体的に説明すると、画像再構成計算にあ
たり、番号ｉ＝２ｎ−１の検出素子１２と同番号ｉ＝２
ｎのそれについての投影データＭ_nを、Ｍ_n（φ＋θ）＝Ｄ_2n-1（φ） … （６）Ｍ_n（φ−θ）＝Ｄ_2n（φ） … （７）とし、各々、別の角度φ＋θ及びφ−θで得られた投影
データとする。言い換えれば、回動角φにおいて「生
に」得られたデータＤ_2n-1（φ）及びＤ_2n（φ）を、
「投影角度方向」φ＋θ及びφ−θに割り振った投影デ
ータＭ_n（φ＋θ）及びＭ_n（φ−θ）としてみなすよう
な処理となる（以下、このような処理を「投影角度の割
り振りに係る処理」という）。後は、これらに基づいて
再構成計算を実施すれば、断層像上にぼけ等が発生する
余地はもはやない。

【００６２】また、平行移動量±Ｒ（φ）・ｔａｎθに
ついては、上記リマッピング処理によって、投影データ
Ｍを変更して再構成計算に渡せばよい。また、このよう
なパラメータは、再構成計算過程の中の、例えば逆投影
計算のパラメータとして独立に渡してもよい。

【００６３】このような処理を実施することにより、検
出素子１２の感度方向の中心Ａｒ１及びＡｒ２が正規方
向からずれることによる問題を、完全に解消することが
できる。

【００６４】なお、このような処理を実施する場合、当
該処理の実施対象となるのは、回動角方向、すなわち図
１に示す矢印Ａ方向に配列された検出素子１２のみであ
る。つまり、回動「軸」方向（Ｚ方向）に配列された検
出素子１２（不図示）は、本第二実施形態における処理
の対象とはならない。ただし、このような検出素子１２
についても、感度方向の中心にずれが生じることは当然
に推測されるから、このような場合においては、上記第
一実施形態におけるリマッピング処理を施すのが望まし
い。

【００６５】また、本第二実施形態は、図２に示したよ
うなパラレル・コリメータとは異なり、いわゆるコンバ
ージング・コリメータやダイバージング・コリメータを
用いる場合についても適用することが可能である。ここ
に、コンバージング・コリメータ及びダイバージング・
コリメータとは、図９（ａ）及び（ｂ）に示すように、
放射線の入射方向が該コリメータに向かって、集約及び
発散するような開口部を有するものである。これらのよ
うなコリメータを利用する場合には、断層像を再構成す
る際、ファンビーム・パラレルビーム変換法が広く利用
されることから、本第二実施形態における処理は、これ
と併用される形で実施されることになる。

【００６６】ちなみに、ファンビーム・パラレルビーム
変換法とは、多数の投影角方向に関し得られた投影デー
タについて、その中から、ある投影角についての平行ビ
ームを再編成し、これを画像再構成計算に供するもので
ある。したがって、本第二実施形態の処理をこれと併用
して行うには、上記平行ビーム再編成時、上記投影角に
関する配慮がなされることは当然として（ファンビーム
・パラレルビーム変換）、これに加え、前述したずれ角
度θや平行移動量±Ｒ（φ）・ｔａｎθに関する考慮を
も加味すればよい。

【００６７】さて、以上説明した第一及び第二実施形態
を概観すると、いずれの処理についても、隣り合う検出
素子１２についての感度方向の中心Ａｒ１及びＡｒ２に
関し、その正規方向からの「ずれ角度」θについての評
価を行い、当該ずれ角度θを適正に補正する処理である
と要言することができよう。そして、その「補正」とい
うことが、第一実施形態ではリマッピング処理により、
第二実施形態では投影角度の割り振りに係る処理によ
り、実施されているに他ならない。したがって繰り返せ
ば、上記第一及び第二実施形態は、一般的に、検出素子
１２の感度方向の中心のずれ角度に基づいて、これを補
正する発明に基づいているものであるといえる。

【００６８】次に、本発明の第三の実施形態について説
明する。本第三実施形態は、図２に示した検出素子１２
とコリメータ１１（の開口部１１ｂ）との配置関係とは
異なる構成を有する放射線検出部に関する。

【００６９】図１０は、図２とは異なる構成となる放射
線検出部１０の構成例を示している。すなわち、図２で
は一つの開口部１１ｂについて二つの検出素子１２が対
応するものであったが、この図１０においては、一つの
開口部１１ｂについて「１．５個の」検出素子１２が対
応するものとなっている。これをコリメータ隔壁のピッ
チを表す“Ｑ”なる記号を導入することにより、より自
然な表現とすれば、当該ピッチＱと前に導入した検出素
子１２のピッチＰとの関係が、図から明らかなように、
３Ｐ＝２Ｑということであり、換言すれば、Ｐ：Ｑ＝
２：３ということになる。ただし、この場合において、
検出素子１２は隙間なく配列されているものとし、その
“配列方向の長さ”はＰに等しいものと仮定している。
ちなみに、図２の配置関係を、上記のような比を用いた
表現とすれば、２Ｐ＝Ｑであるから、Ｐ：Ｑ＝１：２と
なる。

【００７０】このような放射線検出部１０においては、
各検出素子１２の感度方向の中心が図１０に示すような
ものとなる。そして、この図から明らかなように、「同
じ感度方向の中心を有するもの（＝同じずれ角度θを有
するもの）」なる基準に従えば、全検出素子１２を複数
のグループに分けることができる。図１０においては、
三つのグループＧｒ１、Ｇｒ２及びＧｒ３が存在してお
り、検出素子１２がこれらのいずれに属するかを判別で
きるように図示した。なおまた、図においては、各グル
ープＧｒ１、Ｇｒ２及びＧｒ３に属する一の検出素子１
２についての感度方向中心を各々点線Ａｒ（Ｇｒ１）、
Ａｒ（Ｇｒ２）及びＡｒ（Ｇｒ３）で図示するととも
に、当該検出素子１２における感度中心点１２ｂとその
両端に存在するコリメータ端面１１ｃとを結ぶことによ
り定義される「限界感度方向」を二点鎖線により示して
いる。この二つの限界感度方向により挟まれる範囲は、
すなわち当該検出素子１２のガンマ線に対する「受容
角」の広がりを示している。

【００７１】グループＧｒ１、Ｇｒ２及びＧｒ３に属す
各検出素子１２とコリメータ１１（の開口部１１ｂ）と
の配置関係を具体的に説明すれば、グループＧｒ１に属
する検出素子１２は、自身の感度中心点１２ｂからみて
開口中心点１１ｄが図１０中右方にあり、グループＧｒ
２に属する検出素子１２は、グループＧｒ１とは逆に、
後者が前者の図中左方となっている。また、グループＧ
ｒ３に属する検出素子１２は、自身の感度中心点１２ｂ
の直上に隔壁１１ａが存在する配置関係となっている。

【００７２】そして、このような放射線検出部１０にお
いては、上記第一及び第二実施形態で説明した「ずれの
補正」を、グループＧｒ１、Ｇｒ２及びＧｒ３を単位と
して実施することができる。すなわち、当該グループＧ
ｒ１、Ｇｒ２及びＧｒ３の各々に属する検出素子１２に
関しては、その感度方向の中心と正規方向とのずれ角度
θは等しいのであるから、第一実施形態におけるリマッ
ピング処理、又は、第二実施形態における投影角度の割
り振りに係る処理は、一のグループＧｒ１、Ｇｒ２又は
Ｇｒ３内において、全く同様の処理を行うようにすれば
よいのである。

【００７３】ちなみに、上記第一及び第二実施形態で参
照した図２のような配置関係においても、その説明中特
に注記することはなかったが、二つのグループが想定さ
れており（なぜなら、感度方向の中心はＡｒ１及びＡｒ
２の二つ）、これら二つの「グループ毎」の処理が実施
されるのである。

【００７４】つまり、いま述べた図１０に基づく説明
は、図２に基づく説明のより一般的な形態にあたり、更
に言えば、本発明は、図１０に基づく三つのグループＧ
ｒ１、Ｇｒ２及びＧｒ３に限らず、より多くの数のグル
ープを取り扱うような形態を含む。このとき、グループ
数がいくつになるのかは、上の説明から明らかなよう
に、検出素子１２とコリメータ１１（の開口部１１ｂ）
との配置関係、つまり、Ｐ：Ｑを如何なる値とするかに
基づいて決定されることになる（後述参照）。

【００７５】いずれにしても、本第三実施形態は、上記
第一及び第二実施形態において示したずれの補正に係る
処理（リマッピング処理又は投影角度の割り振りに係る
処理）を、グループ単位で処理可能とすることにより、
当該補正に係る処理を効率的に実施することができるこ
とになる。

【００７６】また、図２の説明中にも述べたが、図１０
に示すような配置関係については、「１対１の同期」に
はあたらないが、広い意味で「同期」と捕らえ得るもの
である。以上のことから、本発明において「同期」と
は、検出素子１２とコリメータ１１との配置関係におい
て、上記のようなＰ：Ｑについての一般的な関係Ｐ：Ｑ
＝ｊ：ｋが成立し、かつ、そのことにより、少なくとも
検出素子１２の数よりも小さい数の上記グループが決定
し得る状態、と定義することにする。ここに、後者の条
件が満たされないときとは、すなわち検出素子１２の数
だけ、グループ数が決定されるという極限の状態であ
る。

【００７７】このことを、図２及び図１０を参照しつつ
一般的に考察する。まず、一の配列方向（例えば、Ｘ方
向）中、その最も端に位置する検出素子１２の端辺に、
コリメータ１１の最も端となる隔壁１１ａ´が位置する
場合において、当該配列方向に関し隣り合う二つの検出
素子１２の境界線直上に、別の隔壁１１ａが存在すると
きには、上記したグループ数は全検出素子１２よりも少
ない。このとき、当該グループ数は、前記最も端に位置
する隔壁１１ａ´と当該隔壁１１ａとの間に存在する検
出素子１２の数に一致する。例えば、図２及び図１０を
参照すれば、上述した通り、グループ数は“２”及び
“３”であることが確認できる。

【００７８】いま、検出素子１２の長さをｔとすれば、
上記した「グループ」を決定できる場合には、Ｍ＝ｔ＋ｘ・Ｐ＝ｙ・Ｑ … （８）なるＭ並びにｘ及びｙが存在する。ここで、検出素子１
２の長さｔについては、上述したようにｔ＝Ｐが成立す
るとすれば、改めてＭ＝ｋ・Ｐ＝ｊ・Ｑ又はＰ：Ｑ＝ｊ：ｋ … （９）が導出される。ただし、ｋ＝（ｘ＋１）、ｊ＝ｙであ
る。また、このときのグループ数Ｇｒは、上記したこと
から、（９）式における“ｋ”に一致する（つまり、Ｇ
ｒ＝ｋ）。ただし、この場合においては、ｊ及びｋは自
然数であり、かつ、“ｊ：ｋ”なる表現は両者の関係に
おいて約分された最小値による表現とされている必要が
ある。ちなみに、Ｍは、明らかにＰ及びＱの最小公倍数
である。

【００７９】そして、この（９）式については、上記
「同期」に関する条件、すなわちグループ数Ｇｒは全検
出素子１２の数よりも小さいという条件から、Ｇｒ＝ｋ＝ｊ・（Ｑ／Ｐ）＜Ｗ … （１０）を満たさなければならない。ただし、Ｗは、上記第一実
施形態において導入した全検出素子１２の数を表す。ま
た、この式を別表現すれば、ｋ＜Ｗ又はｊ＜Ｐ・Ｗ／Ｑ＝Ｌ／Ｑ … （１１）である。ここにＬは、全検出素子１２の長さを表す。い
ずれか一方が成り立つときには、他方も成立する。

【００８０】また、別の観点から、ｊ＜ｋ … （１２）なる条件を課すことにも意義がある。すなわち、この
（１２）式と上記（９）式によれば、Ｐ＜Ｑ、つまり検
出素子１２のピッチＰの方が、隔壁１１ａのピッチＱよ
りも小さいということを意味するが、これによって、す
べての検出素子１２が隔壁１１ａを跨ぐ状態になること
を否定することができるからである。仮にこのような状
態となると、下に述べる空間応答のぼけの問題を生じる
おそれがある。

【００８１】以上の考察から、まず、本第三実施形態に
おいて述べた「同期」なる概念が成立するためには、上
記（９）式及び（１１）式が成立することが最低限必要
であり、加えて、上記（１２）式も成立することが好ま
しい。

【００８２】そしてさらに、このようなグループ数Ｇｒ
は可能な限り小さいほうが好ましい。というのは、上記
した「グループ単位のずれ補正」を実施するにあたって
は、当該グループの数Ｇｒが小さければ小さい程、その
取り扱いは当然に容易となるからである。したがって、
上記（９）式、とりわけ（１１）式においては、いま述
べたような取り扱い容易性の観点から、自ずと好適な制
限を課し得ることがわかる。

【００８３】以上のことを踏まえ、これをより具体的に
言えば、まず、Ｐ：Ｑの値は少なくとも自然数表現され
るものであることが好ましい。例えば、無理数を含む
Ｐ：Ｑ＝１：√２なる関係では、そもそもＰ及びＱ両者
の最小公倍数Ｍが定まらないから、すべての検出素子１
２が各々固有の感度方向の中心を有することとなってし
まう。つまり、この場合においては、検出素子１２の数
だけ、グループが決まる上記の極限状態になる。

【００８４】次に、当該自然数表現されるＰ：Ｑの値
は、できる限り小さな自然数値により表現されることが
好ましい。例えば、ＰとＱとの関係が整数表現ではある
が、Ｐ：Ｑ＝３４：２３１等と表される場合には、上述
した無理数を含む場合と同様な不都合が生じる。

【００８５】その更なる具体的な線引きに関しては、上
記したグループ単位に基づく補正処理を実施する本発明
の趣旨、また、データ処理部６ａの演算能力等を勘案し
て決定すればよい。例えば、好適には、Ｐ：Ｑ＝１：
２、１：３、１：４、２：３、３：４等である。また、
Ｇｒ＝ｋであることに注意すれば、単に、１≦ｋ≦９程
度と規定するのでもよい。

【００８６】以上、上記（９）式、（１１）式及び（１
２）式に加え、このようなことを制約条件として考慮に
入れれば、検出素子１２に関し定義されるグループ数は
小さくなるから、その取り扱いは容易になる。また、補
正に係る演算速度の向上が達成されることになる。

【００８７】ただし、本発明は、上記したような例
（Ｐ：Ｑ＝１：√２、あるいはＰ：Ｑ＝３４：２３１等
なる関係）に代表される配置関係となる放射線検出部の
使用を積極的に排除する意図を有するものではない。と
いうのも、例えば上述したＧｒ＝Ｗという極限の状態で
あっても、その「ずれの補正」は、上記第一及び第二実
施形態によれば何ら問題なく実施することが原理的に可
能だからである。つまり、このような場合であったとし
ても、各検出素子１２毎における感度方向の中心と正規
方向とのずれ角度θｉを評価し得るし、当該ずれ角度θ
ｉに基づいてリマッピング処理又は投影角度の割り振り
に係る処理を実施することは可能である。

【００８８】ここで、以上説明したような一般化したピ
ッチ設計を行う場合に関し、画質向上の点から採るべき
望ましい手段について更に付記しておく。まず、一般的
なＰ：Ｑの関係を想定すると、コリメータ隔壁１１ａを
跨ぐ検出素子１２の存在が一般的に想定される。いま、
このような検出素子１２を、グループ“ＧｒＴ”の検出
素子“１２Ｔ”とする。図１０で言えば、グループＧｒ
３に属する検出素子１２がこれに該当する。

【００８９】このようなグループＧｒＴに属する検出素
子１２Ｔは、そうでない検出素子１２に比べて放射線受
容角が広く、したがってコリメータ１１の空間応答のぼ
けが大きくなる。といって、その分だけガンマ線に対す
る感度が高い訳ではない。すなわち、当該検出素子１２
Ｔの片側だけが片方向の感度を有し、他の側が他の方向
の感度を有するのであって、当該検出素子１２Ｔの両側
ともが空間応答の広がり一杯に感度を有するわけではな
い。

【００９０】したがって、このようなグループＧｒＴに
属す検出素子１２ＴのデータＤｉ-Ｔは、上記リマッピ
ング処理等において使用しないとする処理（以下、「省
略処理」という）を実施すると好ましい場合があり、結
果、そのようにすることで画像画質を向上させ得る場合
がある。特に、関心位置ｙが、コリメータ１１から遠く
離れている場合はそうである。

【００９１】また、ＳＰＥＣＴのように、検出素子１２
Ｔに関する計数結果Ｄｉ-Ｔの影響が、断層像の広い領
域全体に寄与する場合は、当該広い領域が大きなぼけの
影響を受けてしまう。このようなときは、この検出素子
１２Ｔの計数値Ｄｉ-Ｔに代え、これを該検出素子１２
Ｔの近傍に存する検出素子１２の計数値Ｄｉを用いた補
間値で代替する処理（以下、「代替処理」という）を実
施することが望ましい。又は、このような手法に代え
て、当該検出素子１２Ｔの計数値Ｄｉ-Ｔと近傍の検出
素子１２の計数値Ｄｉとの加重平均等を実施することな
どで、当該検出素子１２Ｔの計数値Ｄｉ-Ｔの寄与分を
薄める処理（以下、「希薄化処理」という）を実施する
ことが望ましい。

【００９２】以上のような各処理を実施することで、特
定の検出素子１２Ｔの存在による画像画質の劣化を招く
ようなことがなく、その反射的な効果として、画質を向
上させることができる。

【００９３】ちなみに、このような省略処理、代替処理
又は希薄化処理は、より一般的に、ある特定の検出素子
１２Ｕと他の検出素子１２との挙動が異なる場合（現実
的には、「極端に」異なる場合）において適用すること
が可能である。ここに、「挙動が極端に異なる」とは、
両素子１２Ｕ及び１２において、例えば感度方向の中心
そのもの（上記のように「放射線受容角広がり」ではな
い）が極端に異なる場合が該当する。このような挙動の
相違は、コリメータ１１自体の製作誤差や検出素子１２
の配列誤差に起因して発生する場合がある。また、特定
の検出素子１２Ｕの感度が著しく不安定である等、いわ
ば欠陥を有する場合にも、上記した各種処理を実施する
ことが可能である。いずれにしても、このような処理を
実施することで、良好な画質であって、当該画質の安定
した画像を得ることができる。

【００９４】以下では、本発明の第四の実施形態につい
て説明する。本第四実施形態は、上記第一乃至第三実施
形態において常に注目されてきた「ずれ」ないし「ずれ
角度」θの一般的な評価方法に関するものである。

【００９５】ずれ角度θは、上までの説明から明らかな
ように、本発明に係る補正を実施するについて、根本的
な考察対象となるものである。したがって、当該ずれ角
度θは、検出素子１２についてなるべく実地に則した正
確な値として得られることが望ましいのは言うまでもな
い。むろん、上記第一乃至第三実施形態においては、こ
のずれ角度θの評価を、例えば放射線検出部１自体の設
計値に基づいて行うこととしてよい。例えば、図２にお
いては、ずれ角度θは、(１)式より、検出素子１２のピ
ッチＰ及びコリメータ端面１１ｃまでの距離ｙ_cの設計
値を用いて求め、また、図１０においては、これに加え
て、隔壁ピッチＱの設計値を用いれば、容易に各グルー
プＧｒ１、Ｇｒ２及びＧｒ３に属する検出素子１２のず
れ角度θを求めることができる。

【００９６】ただし、このようなずれ角度θの評価ない
し演算が許されるのは、あくまでも「同期」コリメータ
についてだけである。ここに、「同期」とは、第三実施
形態の説明中定義した通りであり、単純に検出素子１２
と開口部１１ｂとが１対１に対応する場合だけでなく、
ピッチ設計が一般化（Ｐ：Ｑ＝ｊ：ｋ）された場合も含
む。

【００９７】すなわち、一般に「非同期」となるコリメ
ータに対しては、たといその設計値が判明していたとし
ても、各検出素子１２についてのずれ角度θを求めるこ
とは困難である。また、「同期」していたとしても、例
えば従来の技術の項で参照した図１４のような状態で、
ずれ角度θの値を設計値に基づいて求めることには一定
の不正確さを伴うこととなる。また、コリメータ１１は
交換対象の部品であるから、その交換の際毎、常に、従
前の状態と完全一致した取り付けを実施することを期待
するのは現実的でない。したがって、厳密に言えば、
「同期」コリメータであったとしても、設計値に基づいて
ずれ角度θを求めることは、多少の不正確さを伴うこと
となる。

【００９８】そこで、本第四実施形態では、上記のよう
な場合においても、正確なずれ角度θの値の取得を目
し、それを以下に記す線線源（補助線源）２０を含む装
置構成及びその作用によって実現する。なお、線線源２
０及びそれに関する装置構成が新たに加わる他、残余は
第一実施形態で述べた構成と同様であるから、その説明
は省略することとする。

【００９９】まず、装置構成としては、図１１に示すよ
うに、検出素子１２の検知面１２ａから所定距離隔たっ
たところに、当該検知面１２ａに対向するよう線線源２
０を置く。図１１において、この線線源２０は、Ｚ方向
に延在している。線線源２０は駆動部２１に接続され、
一定速度で検出素子１２配列方向（図において、Ｘ方
向）に沿って移動することが可能となっている。上記駆
動部２１は、制御部６からの指令に基づき、線線源２０
の移動及び停止を司る。そして、この線線源２０は、そ
の移動中ガンマ線を発し続け、検出素子１２は当該ガン
マ線を検知して、その計数値をデータ収集部２へ送信す
る。

【０１００】以下では、上記装置構成に関する作用効果
について説明する。まず、装置使用者は入力部７及び制
御部６を介して、上記駆動部２１による線線源２０の移
動を指示する。線線源２０はこれを受けて、ガンマ線を
発生させつつ、図１１に示す矢印Ｔ方向に移動を開始す
る。

【０１０１】この線線源２０の移動は、検出素子１２の
配列端部（不図示）まで続行し、それにつれて各々の検
出素子１２がガンマ線を検知することになる。この検知
されたガンマ線の計数値は、データ収集部２以降に送ら
れ、最終的に各検出素子１２の応答出力にあたる感度プ
ロファイルとして、画像表示部５上に表示される。な
お、この場合においては、「画像表示」することが特に
重要なわけではないから、これに代え、全計数値が得ら
れた時点で、例えばプリンタによる前記感度プロファイ
ルの印刷を行うようにしても勿論よい。

【０１０２】このようにして得られた感度プロファイル
は、例えば図１２に示すようなものとなる。この感度プ
ロファイルは、図から明らかなように、図１０において
二点鎖線で示した二つの限界感度方向に挟まれる範囲に
形成されることがわかる。なお、図１２及び先の図１１
では、検出素子１２とコリメータ１１との配置関係が
Ｐ：Ｑ＝３：４となる放射線検出部１００が示され、特
に図１２では、該放射線検出部１００における二つの検
出素子１２について取得した感度プロファイル例を示し
た。なお、以下に述べる重心位置の決定やずれ角度θの
算定等は、データ処理部６ａが担当し、自動的に行われ
る。ただし、装置使用者自身による計算によってもよい
ことは勿論である。

【０１０３】まず、図１２中右端の検出素子１２Ｒの例
では、略台形となる感度プロファイルＰＲが得られ、そ
の重心位置ＰＲ（Ｇ）が図中やや左寄りとなっているこ
とがわかる。この重心位置ＰＲ（Ｇ）と当該検出素子１
２Ｒの感度中心点１２Ｒｂとを結んだものが、感度方向
の中心となる。したがって、当該検出素子１２Ｒの感度
方向の中心ＡｒＲは、図に示すように定めることがで
き、もって、当該素子１２Ｒに関するずれ角度θを求め
ることができる。

【０１０４】一方、図１２中左端の検出素子１２Ｌの例
では、当該検出素子１２Ｌが隔壁１１ａを跨ぐ関係にな
っているため、二つの感度プロファイルＰＬ１及びＰＬ
２が存在するような形態となっている。ただ、これら二
つの感度プロファイルＰＬ１及びＰＬ２各々の形状は、
前述の検出素子１２Ｒの場合と同様、それぞれ略台形状
となる。このような場合における重心位置ＰＬ（Ｇ）
は、これら二つの感度プロファイルＰＬ１及びＰＬ２を
考慮に入れて決定される。図１２においては、隔壁１１
ａの位置が、検出素子１２Ｌの図中やや右よりとなって
いるから、感度プロファイル（の面積）としては、図中
左側（ＰＬ１）のものが、図中右側（ＰＬ２）のものよ
り大きくなっている。したがって、これら二つの感度プ
ロファイルＰＬ１及びＰＬ２全体の重心位置ＰＬ（Ｇ）
は、定性的には、左側のみの感度プロファイルＰＬ１が
存在した場合に想定される当該左側感度プロファイルＰ
Ｌ１の重心位置が、右側へ遷移したものとして想定する
ことができ、結局、図１２に示すような重心位置ＰＬ
（Ｇ）が定まる。そして、この結果、感度方向の中心Ａ
ｒＬが決まり、ずれ角度θを求めることができる。

【０１０５】このようにして各検出素子１２の正確なず
れ角度θが判明すれば、この正確なずれ角度θに基づ
き、上記第一及び第二実施形態で述べたように、リマッ
ピング処理又は投影角度の割り振りに係る処理を実施す
ればよい。この結果、これらリマッピング処理又は投影
角度の割り振りに係る処理が、「正確に」行われること
になるのは言うまでもない。

【０１０６】また、このような手法によれば、一般に
は、検出素子１２毎にばらばらのずれ角度θが求まるこ
とも考えられるが、上記した第三実施形態のように、こ
れらを数種類のグループに分別する処理を行ってもよ
い。このとき、グルーピングの基準としては、「θの完
全一致」といった厳密な条件ではなく、ある程度の幅な
いし範囲を想定したものとしてよい。例えば、一の検出
素子１２のずれ角度θ_stanにつき、他の検出素子１２の
θ_otherが、θ_stanの±５％内に存すれば（０．９５θ
_stan≦θ_other≦１．０５θ_stan）、両者は同一のグル
ープに属するものとみなす、というような処理を行って
よい。その他、種々の統計的手法を採用し得ることは言
うまでもない。

【０１０７】さらに、このような手法によれば、より一
般的に、各検出素子１２についての個別的な感度特性を
知ることができるから、例えば他の検出素子１２に比べ
特異的に放射線受容角が広い検出素子１２Ｔが存在すれ
ば、それを発見することができる。また、感度方向の中
心が極端に相違したり、感度そのもの（図１２において
は、感度プロファイルの「面積」がそれに該当する）が
極端に相違する等、その他何らかの欠陥を含むような
「挙動が極端に異なる」検出素子１２Ｕも発見すること
ができる。要するに、本第四実施形態によれば、検出素
子１２各々のずれ角度θを求めることができるから、上
記検出素子１２Ｔ又は１２Ｕに関する、上述した省略処
理、代替処理又は希薄化処理を、「適切に」実施するこ
とができるのである。

【０１０８】なお、上記の説明では、「線」線源２０を
利用し、また、該線線源２０の移動方向が図１１又は図
１２中左右方向、すなわちＸ方向に限られていたが、本
発明は、このような形態に限定されるものではない。す
なわち、図１１又は図１２において、図中左右にわたる
線線源（不図示）を設け、この線線源が紙面垂直方向、
すなわちＺ方向に移動するような形態としてよい。

【０１０９】また、「線」線源ではなく、「点」線源あ
るいは「面」線源を利用するような形態としてよい。こ
のとき、「点」線源を利用する場合においては、これを
検出素子１２配列面に沿って二次元的に走査させること
が好ましい。また、「面」線源を利用する場合において
は、当該「面」線源と検出素子１２の検知面１２ａとの
間において、スリット状開口を有する板状部材を設け、
当該板状部材を移動させることで、面線源から発生した
ガンマ線の検出素子１２への到達態様を変化させるよう
にすればよい。ガンマ線の到達態様が変化するのは、上
記スリット状開口が板状部材の移動ととともに移動する
からに他ならない。このようにしても、上記と同等の効
果が得られるのは当然である。

【０１１０】その他、種々の実現手段があるが、要する
に、放射線の発生が空間的に限局し得る放射線源であれ
ばよい。そして、この限局位置を変えることに伴う検出
素子１２の応答を調べれば、該素子１２の感度方向ない
しずれ角度θを知ることができる。

【０１１１】以下では、以上説明した第一乃至第四実施
形態について、本発明の要旨の観点から、若干の補足事
項について説明しておく。まず、上記第一乃至第四実施
形態におけるコリメータ１１は、その開口部１１ｂの開
口方向が場所によらず同方向、すなわちパラレル・コリ
メータを主に想定したものとなっていた。しかしなが
ら、本発明は、いわゆるコンバージング・コリメータや
ダイバージング・コリメータ（図９参照）に対しても、
何ら問題なく適用することが可能である（ただし、上記
第二実施形態においては、この点特記した）。これらの
コリメータにおいても、各検出素子の感度方向の中心な
いしずれ角度θは、幾何学的に、若しくはその他の手
段、又は第四実施形態の手法によれば、これを求めるこ
とができるからである。

【０１１２】また、上記第一乃至第四実施形態における
検出素子１２は、「平面的に」配列されたものとなって
いたが、本発明はこのような形態に限定されない。例え
ば、検出素子１２が、曲面状に配列された放射線検出部
も知られているが、このようなものについても本発明を
適用することは当然に可能である。

【０１１３】さらに、上記各実施形態においては、「ず
れ角度」として、感度方向の中心（図１においては、Ａ
ｒ１及びＡｒ２）と正規方向との関係から規定されるも
のを想定していたが、本発明にいう「ずれ角度」は、こ
のようなものに限定されない。すなわち、より広く、
「正規方向でない」方向に感度方向が規定されるもので
あれば、一般に「ずれ」ないし「ずれ角度」を観念する
ことができるが、本発明はこのようなものもその範囲内
に収めるものである。換言すれば、「ずれ角度」という
概念を規定するために、「感度方向の中心」という概念
を援用する必要は必ずしもない。

【０１１４】

【発明の効果】以上説明したように、本発明の核医学診
断装置によれば、検出素子のずれ角度を評価し、当該ず
れ角度を補正することによって、良質な画質の画像を取
得することができる。ここに、「補正」としては、前記
画像がプラナー像又は断層像であるときにはリマッピン
グ処理、また特に、画像が断層像であるときには投影角
度の割り振りに係る処理のいずれかを採用し得る。

【０１１５】また、本発明においては、上記処理を、コ
リメータが同期であるか非同期であるかを問わず適用可
能である。この点に関し、まず「同期」という場合に、
検出素子とコリメータ開口部とを１：１に対応させるこ
とに拘ることはない。このことは、本発明においては、
上記ずれ角度の存在が認められ、かつ、その補正が可能
であるから、基本的に、検出素子とコリメータとの配置
関係が如何なるものであってもよいからである。したが
って、放射線検出部設計の自由度は飛躍的に向上するこ
とになる。

【０１１６】なお、たとえコリメータが「非同期」であ
ったとしても、本発明によれば、補助線源を利用するこ
とにより、各検出素子のずれ角度を正確に求めることが
できる。また特に、上記した「同期」ということを、上
で説明した「グループ」なる概念によって機能的に捕ら
えれば、補正処理の効率化がはかれる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の第一実施形態に係る核医学診断装置
の構成例を示す概要図である。

【図２】図１に示す核医学診断装置において、その要
部である放射線検出部の構成例を示す概要図である。

【図３】本第一実施形態のリマッピング処理の流れを
示すフローチャートである。

【図４】第一実施形態のリマッピング処理を構成する
計数値のシフト処理の様子を概念的に示す説明図であ
る。

【図５】第一実施形態のリマッピング処理を構成し、
かつ、図４に示すシフト処理の後に実施する補間処理の
様子を概念的に示す説明図である。

【図６】本発明の第二実施形態に係り、断層像を取得
する場合における放射線検出部の回動の様子を示す説明
図である。

【図７】図６に示す放射線検出部の回動において、得
られたデータに関する投影角度の割り振りが可能である
ことを示す説明図である。

【図８】図７に同じ趣旨の説明図である。

【図９】図２に示すパラレル・コリメータとは異なる
コリメータの形態を示す図であり、（ａ）はコンバージ
ング・コリメータ、（ｂ）はダイバージング・コリメー
タである。

【図１０】本発明の第三実施形態に係り、検出素子と
コリメータとの配置関係が図２とは異なる放射線検出部
の構成例を示す概要図である。

【図１１】本発明の第四実施形態に係り、検出素子の
検知面前面に線線源を配置した放射線検出部の構成例を
示す概要図である。

【図１２】図１１に示す放射線検出部により、各検出
素子の感度プロファイルを得た様子を概念的に示す説明
図である。

【図１３】半導体検出素子とコリメータとを単に１対
１同期させた場合、該素子の感度低下等の不具合が発生
する可能性を示す説明図である。

【図１４】図１３における問題点を、コリメータの高
さないし厚さを小さくすることで解消するも、該素子の
感度方向の不統一等の不具合が新たに発生する可能性を
示す説明図である。

【図１５】カメラヘッド（半導体検出素子）に対する
コリメータの取り付けに起因する位置誤差の発生の様子
を示す説明図である。

【符号の説明】

Ｐ被検体１、１０、１００放射線検出部１１コリメータ１２半導体検出素子２データ収集部３メモリ４画像作成部５画像表示部６制御部６ａデータ処理部２０線線源（補助線源）２１駆動部

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】複数の半導体検出素子を並設した放射線
検出手段と、被検体内から発せられた放射線の前記半導
体検出素子に対する入射態様をその開口部によって限局
するコリメータと、前記複数の半導体検出素子から出力
される計数値情報に基づいて位置情報を演算する位置情
報演算手段とを少なくとも備えた核医学診断装置におい
て、前記半導体検出素子と前記開口部との配置関係から規定
される当該半導体検出素子の感度方向に関する、その正
規方向からのずれ角度を補正するデータ処理手段を有す
ることを特徴とする核医学診断装置。
【請求項２】前記補正は、前記ずれ角度の存在を前提とした前記位置情報を、前記
正規方向に準じた位置情報に位置付け直す、リマッピン
グ処理に該当することを特徴とする請求項１記載の核医
学診断装置。
【請求項３】前記リマッピング処理は、前記ずれ角度の存在を前提とした前記位置情報を、前記
被検体に関し設定される関心位置において発生する関心
位置ずれ量に基づいて、前記正規方向に準じるようシフ
トするシフト処理と、該シフト処理により新たに付された位置情報には、該シ
フト処理前の位置情報に対応する計数値情報が対応する
ものとし、当該計数値の全位置に関する補間を実施する
補間処理と、該補間処理により定められた補間曲線上で、任意の位置
情報に対応する計数値情報を取得する処理とを含むこと
を特徴とする請求項２記載の核医学診断装置。
【請求項４】前記位置情報及び前記計数値情報に基づ
いて生成される画像が、前記被検体周囲を回転する前記
放射線検出器の回動角毎に取得される投影データに基づ
いて再構成される断層像である場合において、前記補正は、前記回動角毎に取得された投影データを、当該回動角に
対し前記ずれ角度を加減した投影角度に関する投影デー
タとみなす投影角度の割り振りに係る処理に該当するこ
とを特徴とする請求項１記載の核医学診断装置。
【請求項５】前記コリメータは、コンバージング・コ
リメータ又はダイバージング・コリメータであることを
特徴とする請求項４記載の核医学診断装置。
【請求項６】前記補正に係る処理は、前記ずれ角度の相違に応じてグループ分けされた前記半
導体検出素子につき、当該グループを単位として実施さ
れることを特徴とする請求項１乃至５のいずれかに記載
の核医学診断装置。
【請求項７】前記グループは、前記半導体検出素子及
び前記開口部を、これらの配置関係につき同期させるこ
とによって決定されることを特徴とする請求項６に記載
の核医学診断装置。
【請求項８】前記同期は、任意の一方向に関し並設さ
れる前記半導体検出素子の全数Ｗ、当該半導体検出素子
の当該並設のピッチＰ及び前記開口部を区分けする隔壁
のピッチＱが、次式を満足することである請求項７に記
載の核医学診断装置。Ｐ：Ｑ＝ｊ：ｋ（ｊ及びｋは自然数）かつｋ＜Ｗただし、ピッチＰは、前記半導体検出素子の前記一方向
に関する長さに等しい。
【請求項９】前記ｊ：ｋなる表現が両者の関係におい
て約分された最小値による表現とされる場合において、
前記ｋは、１以上９以下であることを特徴とする請求項
８記載の核医学診断装置。
【請求項１０】前記半導体検出素子上に前記隔壁が存
在する場合であって、当該半導体検出素子に関する前記
放射線の受容角の広がりが他の半導体検出素子に比べ大
きい場合には、前記補正に係る処理において、当該半導体検出素子に関
する前記感度方向及びそのずれ角度並びに当該半導体検
出素子からの出力を無視することを特徴とする請求項１
乃至９のいずれかに記載の核医学診断装置。
【請求項１１】複数の半導体検出素子を並設した放射
線検出手段と、被検体内から発せられた放射線の前記半
導体検出素子に対する入射態様をその開口部によって限
局するコリメータと、前記複数の半導体検出素子から出
力される計数値情報に基づいて位置情報を演算する位置
情報演算手段とを少なくとも備えた核医学診断装置にお
いて、一の半導体検出素子の出力の挙動が、他の半導体検出素
子の出力の挙動と異なる場合、前記一の半導体検出素子の近傍に位置する半導体検出素
子の出力に係るデータを補間処理することにより得られ
るデータを、当該一の半導体検出素子から出力されるデ
ータとして代替使用することを特徴とする核医学診断装
置。
【請求項１２】前記代替使用に代え、前記一の半導体検出素子の近傍に位置する半導体検出素
子の出力に係るデータと当該一の半導体検出素子の出力
に係るデータとの平均をとることにより得られるデータ
を、当該一の半導体検出素子から出力されるデータとし
て、希薄化使用することを特徴とする請求項１１記載の
核医学診断装置。
【請求項１３】前記代替使用に代え、前記一の半導体検出素子の出力に係るデータを、画像を
作成する際に使用しないことを特徴とする請求項１１記
載の核医学診断装置。
【請求項１４】前記出力の挙動の相違は、前記半導体
検出素子における前記放射線に対する受容角の相違に基
づくことを特徴とする請求項１１乃至１３のいずれかに
記載の核医学診断装置。
【請求項１５】前記出力の挙動の相違は、前記半導体
検出素子と前記開口部との配置関係から規定される当該
半導体検出素子の感度方向の相違に基づくことを特徴と
する請求項１１乃至１３のいずれかに記載の核医学診断
装置。
【請求項１６】前記出力の挙動の相違は、前記半導体
検出素子の欠陥に基づいて生じることを特徴とする請求
項１１乃至１３のいずれかに記載の核医学診断装置。
【請求項１７】複数の半導体検出素子を並設した放射
線検出手段と、被検体内から発せられた放射線の前記半
導体検出素子に対する入射態様をその開口部によって限
局するコリメータと、前記複数の半導体検出素子から出
力される計数値情報に基づいて位置情報を演算する位置
情報演算手段とを少なくとも備えた核医学診断装置にお
いて、前記半導体検出素子に対向するよう設けられた補助線源
と、該補助線源から発せられる放射線を受けた前記半導
体検出素子の応答出力に基づいて、当該半導体検出素子
の感度特性を知得するデータ処理手段とを有することを
特徴とする核医学診断装置。
【請求項１８】前記補助線源は、任意の一方向に関し
並設される前記半導体検出素子に沿って延在する線線源
であって、他の方向に並設される前記半導体検出素子に
沿って移動する線線源であることを特徴とする請求項１
７記載の核医学診断装置。
【請求項１９】前記感度特性は、前記半導体検出素子
と前記開口部との配置関係から規定される感度方向であ
ることを特徴とする請求項１７又は１８記載の核医学診
断装置。
【請求項２０】複数の半導体検出素子を並設した放射
線検出手段と、被検体内から発せられた放射線の前記半
導体検出素子に対する入射態様をその開口部によって限
局するコリメータとを少なくとも備えた核医学診断装置
において、任意の一方向に関し並設される前記半導体検
出素子の全数Ｗ、当該半導体検出素子の当該並設のピッ
チＰ及び前記開口部を区分けする隔壁のピッチＱが、次
式を満足することを特徴とする核医学診断装置。Ｐ：Ｑ＝ｊ：ｋ（ｊ及びｋは自然数）かつｋ＜Ｗただし、ピッチＰは、前記半導体検出素子の前記一方向
に関する長さに等しい。
【請求項２１】複数の半導体検出素子を並設した放射
線検出手段と、被検体内から発せられた放射線の前記半
導体検出素子に対する入射態様をその開口部によって限
局するコリメータと、前記複数の半導体検出素子から出
力される計数値情報に基づいて位置情報を演算する位置
情報演算手段とを少なくとも備えた核医学診断装置にお
けるデータ処理方法であり、かつ、前記半導体検出素子と前記開口部との配置関係から規定
される当該半導体検出素子の感度方向に関する、その正
規方向からのずれ角度を、当該ずれ角度の存在を前提とした前記位置情報を前記正
規方向に準じた位置情報に位置付け直すリマッピング処
理により補正するデータ処理方法であって、前記リマッピング処理は、前記ずれ角度の存在を前提とした前記位置情報を、前記
被検体に関し設定される関心位置において発生する関心
位置ずれ量に基づいて、前記正規方向に準じるようシフ
トするシフト処理を行うステップと、該シフト処理により新たに付された位置情報には、該シ
フト処理前の位置情報に対応する計数値情報が対応する
ものとし、当該計数値の全位置に関する補間を実施する
補間処理を行うステップと、該補間処理により定められた補間曲線上で、任意の位置
情報に対応する計数値情報を取得する処理を行うステッ
プと、を含むことを特徴とする核医学診断装置における
データ処理方法。
【請求項２２】複数の半導体検出素子を並設した放射
線検出手段と、被検体内から発せられた放射線の前記半
導体検出素子に対する入射態様をその開口部によって限
局するコリメータと、前記複数の半導体検出素子から出
力される計数値情報に基づいて位置情報を演算する位置
情報演算手段とを少なくとも備えた核医学診断装置にお
けるデータ処理方法に係るプログラムを記録する記録媒
体であり、かつ、前記半導体検出素子と前記開口部との配置関係から規定
される当該半導体検出素子の感度方向に関する、その正
規方向からのずれ角度を、当該ずれ角度の存在を前提とした前記位置情報を前記正
規方向に準じた位置情報に位置付け直すリマッピング処
理により補正するデータ処理方法に係るプログラムを記
録する記録媒体であって、前記リマッピング処理は、前記ずれ角度の存在を前提とした前記位置情報を、前記
被検体に関し設定される関心位置において発生する関心
位置ずれ量に基づいて、前記正規方向に準じるようシフ
トするシフト処理を行うステップと、該シフト処理により新たに付された位置情報には、該シ
フト処理前の位置情報に対応する計数値情報が対応する
ものとし、当該計数値の全位置に関する補間を実施する
補間処理を行うステップと、該補間処理により定められた補間曲線上で、任意の位置
情報に対応する計数値情報を取得する処理を行うステッ
プと、を含むことを特徴とする核医学診断装置における
データ処理方法に係るプログラムを記録する記録媒体。