JP2004317140A - 放射線検査方法及び放射線検査装置 - Google Patents

Abstract

【課題】コリメータを少なくしてγ線の放射線検出器への到達確率を改善し、検査時間を短縮すると共に、このようなコリメータを用いたときの画質の低下を防ぐようにする。
【解決手段】予め被検体４に吸収される放射線の吸収線量分布を測定しておき、この吸収線量分布を用いて被検者４内の測定最小領域から放射される放射線がＳＰＥＣＴ装置Ｓ１の半導体検出器１１に入射する放射線到達確率を算出する。そして、放射線検出器１１により少なくとも測定最小領域個数以上の放射線測定を実施し、これら放射線測定結果と放射線到達確率から被検者４内の放射性物質分布を算出する。
【選択図】 図１

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、放射線を利用した放射線検査方法及び放射線検査装置において、特にＸ線ＣＴ（Ｘ−ｒａｙ Ｃｏｍｐｕｔｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）及び単光子放出型ＣＴ（Ｓｉｎｇｌｅ Ｐｈｏｔｏｎ Ｅｍｉｓｓｉｏｎ Ｃｏｍｐｕｔｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）等の放射線を利用して検査を行う放射線検査方法及び放射線検査装置に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
放射線を利用した検査技術は、被検体内部を非破壊で検査することができる。特に人体に対する放射線検査技術にはＸ線ＣＴ、単光子放出型ＣＴ（以下、ＳＰＥＣＴという）等がある。
【０００３】
Ｘ線ＣＴ技術は、被検体を通過したＸ線強度を測定し、Ｘ線の体内通過率から被検体の形態情報を画像化する技術である。Ｘ線源からＸ線を被検体に照射し、体内を通過したＸ線強度を被検体の反対側に配置した検出素子により測定し、被検体の積分吸収係数を算出する。Ｘ線及び検出素子をスキャンすることにより、積分吸収係数の分布を測定する。この積分吸収係数を例えば非特許文献１等に記載されているフィルタードバックプロジェクション法（Ｆｉｌｔｅｒｅｄ Ｂａｃｋ Ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ Ｍｅｔｈｏｄ）等を用いて各測定最小領域（ボクセル）の吸収係数を求め、その値をＣＴ値に変換する。Ｘ線ＣＴによく用いられる線源は約８０ｋｅＶ前後である。
【０００４】
一方、ＳＰＥＣＴは、Ｘ線ＣＴ等では行うことのできない分子生物学レベルでの機能や代謝の検出が可能な手法であり、身体の機能画像を提供することが可能である。ＳＰＥＣＴは、シングルフォトンを放出する核種（例えば^９９ｍＴｃ，
^１２３Ｉ等）を含む放射性薬剤を投与し、放出されたシングルフォトンの分布を計測して画像化する手法である。ＳＰＥＣＴの代表的な放射性薬剤としては、骨に転移した癌病巣を検査するテクネシウムリン酸塩、甲状腺検査に用いるヨウ化ナトリウム等がある。放射性薬剤からは数１００ｋｅＶ程度のエネルギーを持った単一γ線（シングルフォトン）が放出され、この単一γ線を検出素子で計測している。単一γ線の計測ではその飛翔方向を同定できないので、ＳＰＥＣＴでは検出素子の前面にコリメータを挿入し、特定の方向からのγ線のみを検出することにより投影データを得ている。フィルタードバックプロジェクション法等を利用し、投影データを逆投影して画像データを得る。ここで、前記コリメータは、その穴の大きさが放射線検出器と同じサイズかそれ以下に形成されていた（例えば、特許文献１参照）。
【０００５】
【非特許文献１】
ＩＥＥＥ Ｔｒａｎｓａｃｔｉｏｎ ｏｎ Ｎｕｃｌｅａｒ Ｓｃｉｅｎｃｅ ＮＳ−２１巻 （第２１頁）
【特許文献１】
特開２０００−１８０５５１号公報（段落番号［００１４］、図１）
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】
ところで、前記従来技術によるＳＰＥＣＴでは、コリメータを用いて特定の方向のγ線のみを透過させることにより、当該方向の情報を有する有効なデータを収集している。反面、コリメータにより多くのγ線が遮蔽され実質的なγ線の検出感度を低下させている。
【０００７】
そこで、単純にコリメータの個数を少なくした場合には、コリメータの穴の大きさが放射線検出器と同サイズかそれ以下であるため、これらのコリメータでは、γ線の検出感度を必ずしも大幅に向上させることができず、画像の空間分解能が低下するという問題がある。一方、コリメータの穴の大きさを単純に大きくした場合でも、得られる画像の空間分解能が低下するという問題がある。
【０００８】
本発明は、放射線検出器への放射線の到達確率を高めることができると共に、得られる画像の画質の低下を防ぐことができる放射線検査方法及び放射線検査装置を提供することを目的とする。
【０００９】
【課題を解決するための手段】
前記課題を達成するために、本発明は、予め前記被検体に吸収される放射線の吸収線量分布を測定しておき、前記吸収線量分布を用いて被検体内の測定最小領域から放射される放射線が放射線検出器に入射する放射線到達確率を算出し、前記放射線検出器を用いて前記測定最小領域個数以上の放射線測定を行い、前記放射線測定結果と前記放射線到達確率とから前記被検体内の放射性物質の分布を算出することを特徴とする放射線検査方法を採用したものである。
【００１０】
本発明によれば、コリメータを不要としても、あるいはコリメータを簡易化しても画質の低下を防ぐことができる。
【００１１】
【発明の実施の形態】
（第１の実施の形態）
本発明の第１の実施の形態に係る放射線検査装置をＳＰＥＣＴ装置に適用した場合を例に挙げ、図１ないし図４の添付図面を参照して説明する。図１に示すように本実施の形態に係るＳＰＥＣＴ装置Ａ１は、撮像装置１、被検者保持装置２及び信号処理装置３を含んで構成されている。
【００１２】
ここで、撮像装置１は、放射線検出器である複数の半導体検出器１１と、これら各半導体検出器１１を支持して被検者保持装置２のベッド２２及びベッド２２を周囲から取り囲む環状保持部１２（図２参照）とを備え、環状保持部１２は、ベッド支持部材２１に一体的に取り付けられている。
【００１３】
また、各半導体検出器１１は、環状保持部１２の内周側に周方向（図２参照）と軸方向（図１参照）に沿って取り付けられている。なお、半導体検出器１１は、カドミウムテルル（ＣｄＴｅ）で形成されている。また、半導体検出器１１はガリウムヒ素（ＧａＡｓ）またはカドミウムテルル亜鉛（ＣＺＴ）等で形成してもよい。
【００１４】
被検者保持装置２は、ベッド支持部材２１と、ベッド支持部材２１の上部に設置されたベッド２２とを備え、ベッド２２は、ベッド支持部材２１に対してベッド２２の長手方向に移動可能に取り付けられている。つまり、ベッド２２は被検者４を保持して被検者４を身長方向に移動するものである。
【００１５】
信号処理装置３は、図１に示すように、信号増幅装置３１、信号弁別装置３２、画像再構成装置（画像作成装置）３３、記憶装置３４及び表示装置３５を含んで構成されている。図では省略しているが、信号増幅装置３１及び信号弁別装置３２は半導体検出器１１ごとに設けられ、それぞれの信号弁別装置３２の各出力は１つの画像再構成装置３３に入力される。
放射性薬剤が投与された被検者４が横たわっているベッド２２を、多数の半導体検出器１１で囲まれている空間内に挿入する。この状態で、各半導体検出器１１は被検者１１と対向する。放射性薬剤は被検者１１の体内に存在する例えば癌の患部に集積している。この患部に集積した放射性薬剤から放出されるγ線が、各半導体検出器１１によって検出される。γ線を検出した半導体検出器１１はパルス状のγ線検出信号を出力する。この半導体検出器１１に接続された信号増幅装置３１は微弱なγ線検出信号を増幅してその信号増幅装置３１に接続された信号弁別装置３２に出力する。なお、図１では、模式的に信号増幅装置３１を半導体検出器１１から間隔をおいて設置しているが、ノイズを小さくするために信号増幅装置３１は半導体検出器１１の近傍に設置するほうが好ましい。
【００１６】
信号弁別装置３２は、信号増幅装置３１からの増幅されたγ線検出信号の波高値を基に有効なγ線検出信号を弁別し、この弁別したγ線検出信号のパルスをカウントする。それぞれの信号弁別装置３２で得られた各パルス数のカウント数（デジタルデータ）は画像再構成装置（断層像作成装置）３３に入力される。このカウント数は、後述の放射線カウント数であり、カウント情報である。波高値は半導体検出器１１によって検出されたγ線のエネルギーの大きさに比例しており、信号弁別装置３２は設定されたエネルギー閾値以上のγ線検出信号を有効なγ線検出信号として弁別している。この弁別は、被検者４中で散乱したγ線を除去するためである。カウント情報を入力した画像再構成装置３３は、以下に示す手順で処理して得られた画像データ（断層像情報）を、記憶装置３４に保存すると共に表示装置３５に表示する。
【００１７】
次に、本発明の画像再構成方法の基本原理について、図２を用いて以下説明する。
【００１８】
図２に示すように、被検者４内を立方体であるｎ個の測定最小領域（ボクセル）ｉに分けている（ｉ＝１〜ｎ）。半導体検出器１１はｍ個からなり、被検者４の周りを取り囲むように配置している。ｊ番目（ｊ＝１〜ｍ）の半導体検出器１１の放射線カウント数（γ線カウント数）をＹｊ、測定最小領域ｉにおける放射性物質集積量をＸｉとし、測定最小領域ｉからのγ線がｊ番目の半導体検出器１１に入射する放射線到達確率をＡｉｊとすると式（１）が成立する。
【００１９】
【数１】
Ａｉｊ×Ｘｉ＝Ｙｊ ・・・（１）
【００２０】
放射線カウント数ベクトルＹを前述したように半導体検出器１１のγ線検出により求め、放射線到達確率行列Ａを以下の方法により決定すれば、この行列Ａの逆行列Ａ^−１を解くことにより、測定最小領域の放射性物質集積量（薬剤集積量）ベクトルＸを求めることができる。
【００２１】
ここで、放射性物質集積量ベクトルＸを算出する方法を、図３に示すように簡略化した例を用いて具体的に説明する。
【００２２】
まず、被検者４内を２個の測定最小領域５１、５２に分割すると共に、これら２個の測定最小領域５１、５２からの放射線を２個の半導体検出器１１Ａ、１１Ｂを用いて検出する。
【００２３】
次に、予め測定した吸収線量分布及び被検体内の測定最小領域５１、５２と放射線検出器１１Ａ、１１Ｂとの位置関係から放射線到達確率行列Ａを算出する。その結果、例えば、測定最小領域５１から半導体検出器１１Ａに入射する放射線到達確率Ａ１１が０．０１％と算出され、測定最小領域５２から半導体検出器１１Ａに入射する放射線到達確率Ａ１２が０．００５％と算出され、測定最小領域５１から半導体検出器１１Ｂに入射する放射線到達確率Ａ２１が０．００５％と算出され、測定最小領域５２から半導体検出器１１Ｂに入射する放射線到達確率Ａ２２が０．０１％と算出されたものとする。
【００２４】
また、ＳＰＥＣＴ装置Ａ１による測定を行い、放射線検出器１１Ａに入射される放射線カウント数Ｙ１が１１０個とカウントされ、放射線検出器１１Ｂに入射される放射線カウント数Ｙ２が１６０個とカウントされたものとする。
【００２５】
ここで、放射線到達確率行列Ａの逆行列Ａ^−１は、式（２）により算出される。
【００２６】
【数２】

従って、Ａ^−１は後記（式３）のように求まる。
【００２７】
【数３】

【００２８】
そして、放射性物質集積ベクトルＸは、Ａ^−１Ｙ＝Ｘの関係により算出されるから、式（３）により後記の式（４）の関係が成り立ち、測定最小領域５１の放射性物質集積量が４０００として求まると共に、測定最小領域５２の放射性物質集積量が１４０００として求まる。
【００２９】
【数４】

【００３０】
このようにして求まった放射性物質集積量を画像化することによりＳＰＥＣＴ像を得る。
【００３１】
なお、実際には、後記するように６４×６４個のボクセル（測定最小領域）の２次元断面像を得るために例えば５０００個の半導体検出器１１を１平面（２次元断面内）に環状に配置しており、５０００個の方程式を解く必要があるため、（式１）の逆行列を求める方法としては、逐次近似法（例えば「計算機による数値計算方法 ２８６頁／日本コンピュータ協会」参照）が適している。
【００３２】
また、放射線到達確率行列Ａは予め測定しておいた吸収線量分布より、γ線の飛翔方向の積分結果として求めることもできる。吸収線量分布はＸ線ＣＴ撮像により求め、Ｘ線に対する吸収量をＳＰＥＣＴで使用するγ線の吸収量に変換すればよい。また、ＳＰＥＣＴで使用するγ線を放射するＲＩ（放射性同位元素）を使用し、吸収線量を直接測定して吸収線量分布を求めてもよい。
さらに、（式１）を解くための必要条件は式（５）で与えられる。
【００３３】
【数５】
ｎ≦ｍ ・・・（５）
【００３４】
式（５）は、方程式の数（半導体検出器１１の数）ｍが未知数である測定最小領域（ボクセル）の個数ｎに対して同じかそれ以上であればよいことを示しており、ＳＰＥＣＴ画像のボクセル数と同じかそれ以上の半導体検出器１１が必要であることを意味する。本実施例では、６４×６４ボクセルの２次元断面像を得るために５０００個の半導体検出器１１を１平面（２次元断面内）に環状に配置している。具体的には半径１ｍの円上に１ｍｍ幅の半導体検出器１１を並べている。
【００３５】
次に、本実施の形態に係る画像再構成装置３３での処理手順について、図４に示すフローチャートを用いて説明する。
【００３６】
まず、予め被検者４のＸ線ＣＴ撮像を実施して、Ｘ線に対する吸収線量分布を記憶装置３４に入力して保持する（ステップＳ１）。
【００３７】
次に、ステップＳ１で記憶装置３４によって保持したＸ線に対する吸収線量分布を用いて、ＳＰＥＣＴ検査にて使用するγ線に対する吸収線量分布を算出する（ステップＳ２）。ステップＳ２で算出したγ線の吸収線量分布から放射線到達確率行列Ａを算出して記憶装置３４に入力し保持する（ステップＳ３）。次に、ＳＰＥＣＴ測定（γ線計測）を実施し、各半導体検出器１１におけるγ線検出個数を放射線カウント数ベクトルＹとして算出する（ステップＳ４）。
【００３８】
続いて、ステップＳ３で求めた放射線到達確率行列Ａ及びステップＳ４で求めた放射線カウント数ベクトルＹを用いることにより、式（１）を逐次近似法で解き、放射性物質集積量ベクトルＸを算出する（ステップＳ５）。そして、最後にステップＳ４にて算出した放射性物質集積量ベクトルＸを用いて被検者４の断層像（患部を含む）を再構成（作成）する。得られた断層像情報は表示装置３５に表示すると共に記憶装置３４に保存する（ステップＳ６）。
【００３９】
本実施の形態によれば、以下に示す効果を得ることができる。
（１）本実施の形態に用いるＳＰＥＣＴ装置Ａ１ではコリメータを不要にすることができる。前記のように、従来、一般的なＳＰＥＣＴ装置では、半導体検出器に入射するγ線の方向を特定するためにコリメータを用いることが必要である。コリメータにより特定の方向のγ線のみを透過させて方向の情報を有する有効なデータを収集している。その反面、コリメータにより多くのγ線が遮蔽され、実質的なγ線の検出感度を低下させている。
【００４０】
コリメータを使用していない本実施の形態では、γ線の実質的な検出感度（γ線の半導体検出器１１への到達確率）を大幅に高めることができ、検査時間の短縮を図ることができる。そして、検査時間の短縮により、被検者４への負担が軽減されるばかりでなく、検査中における被検者４の移動量が減るため、画質の改善を図ることができる。心筋の観察等を短時間に行うことができる。さらに、コリメータを使用していないことによって、装置の全体構造を大幅に簡素化することができると共に、装置の軽量化を図ることができる。また、装置の固定方法を簡略化できる。
【００４１】
（２）本実施の形態ではγ線の半導体検出器１１として半導体を使用している。例えば、シンチレータを使用した半導体検出器では後段に光電子増倍管が必要であり、半導体検出器回りが大型化する。それに対して、本実施の形態に用いる半導体検出器１１では、素子に取り付けた電極に電圧を印加して信号を取り出すだけでよく、前記光電子増倍管を不要にでき、装置の小型化を図ることが可能となる。
【００４２】
また、半導体検出器１１を用いることにより、画像の高分解能化を図ることができる。半導体素子は微細加工が可能である上に、光電子増倍管等が不要となるため、小さな半導体検出器１１を作成して配置することが可能となる。従って画像の空間分解能を決定するボクセル（測定最小領域）を小さくすることが可能となり、画像の高分解能化を図ることができる。
【００４３】
さらに、半導体検出器１１を用いることにより、画像の高画質化を図ることができる。半導体検出器１１はシンチレータと比較してエネルギー分解能がよい。前記のように体内散乱線成分を識別するときにエネルギー情報を使用するが、エネルギー分解能が向上すると、体内散乱線成分を精度よく除去することができる。体内散乱線成分は画像化の上ではノイズ成分であり、半導体検出器１１の使用によりノイズを低減して画像の高画質化を図ることができる。
【００４４】
（３）本実施の形態では、微細な半導体検出器１１を環状保持部１２の内周側に沿って環状に固定して配置しているので、回転機構が不要にでき、ＳＰＥＣＴ装置Ａ１の構造を単純化することができる。つまり、装置重量を低減し、装置を小型化できると共に装置コストを低減できる。
【００４５】
（４）本実施の形態では、画像再構成の手段として逐次近似法を使用している。この逐次近似法はフィルタードバックプロジェクション法よりも画像化したデータの定量的評価に適しており、医療診断時に使用することが可能となる。つまり、逐次近似法の使用により、医療診断の支援が可能となる。
以上に述べた本実施の形態は、放射線検出器よりも疎な空間分解能を持つコリメータを使用することにより、γ線の実質的な検出感度が大幅に改善し、検査時間の短縮を図ることができる。この検査時間の短縮により、被検者への負担が軽減されるばかりでなく、検査中における被検者自体のベッド上での動き（移動量）が減るので画質の改善が図れるほか、心筋の観察等の短時間現象への応用が可能となる。また、コリメータを不要としても、得られる断層像の画質の低下を防ぐことができる。この本実施の形態の効果は、後述の第２、第３及び第４の各実施形態でも得ることができる。
【００４６】
（第２の実施の形態）
本発明の第２の実施の形態について図５及び図６を用いて説明する。図５は、ＳＰＥＣＴ装置の側断面図であり、本実施の形態に係るＳＰＥＣＴ装置Ａ２は、前記第１の実施の形態と同様に、撮像装置１Ａ、被検者保持装置２及び信号処理装置３を備えている。本実施の形態と前記第１の実施の形態との違いはコリメータを使用していることであり、装置上の違いは撮像装置１Ａだけである。なお、本実施の形態の説明では、前記第１の実施の形態と同一の構成要素に同一の符号を付し、その説明を省略するものとする。
【００４７】
本実施の形態に係る撮像装置１Ａのコリメータ１３は、半導体検出器１１の内側に設置されており、環状保持部１２に保持されている。コリメータ１３の空間分解能は半導体検出器１１よりも疎となっている。つまり、コリメータ１３の分解する領域中に複数の半導体検出器１１が設置されている。
【００４８】
信号処理装置３の装置構成は第１の実施の形態と同様であり、処理手順もほぼ同様であるので、図６を用いて処理手順の違いを中心に以下説明する。
【００４９】
ステップＳ１１、Ｓ１２は第１の実施の形態によるステップＳ１、Ｓ２と同様であり、予め被検者４のＸ線ＣＴ撮像を実施して、ＳＰＥＣＴ検査にて使用するγ線に対する吸収線量分布を算出し保持しておく。ステップＳ１３では、ステップＳ１２にて算出したγ線の吸収線量分布及びコリメータ１３の幾何学的配置（ボクセルと半導体検出器１１とコリメータ１３との位置関係）から放射線到達確率行列Ａを算出して記憶装置３４に入力し、保持する。以下、ステップＳ１４〜Ｓ１６についても前記第１の実施の形態によるステップＳ４〜Ｓ６と同様であり、ＳＰＥＣＴ測定（γ線計測）を行い、逐次近似法を用いて画像再構成を行って、放射性物質集積量ベクトルＸを求め、被検者４の断層像情報を作成し、この断層像情報を表示装置３５に出力すると共に記憶装置３４に記憶する。表示装置３５は断層像を表示する。
本実施の形態によれば、前記第１の実施の形態の（２）〜（４）と同様の効果を得ることができる。さらに、以下に示す効果も得ることができる。
【００５０】
（５）本実施の形態では半導体検出器１１よりも疎な空間分解能を持つコリメータ１３を使用している。コリメータ１３が半導体検出器１１よりも疎な空間分解能を持つことは、通常のＳＰＥＣＴ装置よりもγ線を遮蔽する確率が小さいことを意味する。従って、γ線の実質的な検出感度が大幅に改善し、測定時間の短縮を図ることができる。測定時間の短縮により、被検者４への負担が軽減される上に、検査中に被検者４の移動量が減るので画質の改善が図れる。また、心筋の観察等を短時間で行うことができる。
【００５１】
また、コリメータ１３を使用することにより、画像の高画質化を図ることができる。前記第１の実施の形態では、予め実施しておくＸ線ＣＴ撮像結果から算出したγ線の吸収線量分布のみから放射線到達確率行列Ａを算出しているのに対して、本実施の形態では、コリメータ１３の幾何学的配置の効果を考慮して放射線到達確率行列Ａを算出している。従って、放射線到達確率行列Ａの各成分が十分に分離できない領域を、コリメータ１３により分離することが可能となり、再構成後の画像を高画質化することができる。
【００５２】
（第３の実施の形態）
本発明の第３の実施の形態について図７を用いて説明する。図７はＳＰＥＣＴ装置Ａ３の側断面図であり、撮像装置１Ｂ、被検者保持装置２、信号処理装置３及び回転装置４０を備えている。被検者保持装置２及び信号処理装置３は前記第１の実施の形態と同様であり、装置構造上の違いは撮像装置１Ｂ及び回転装置４０だけである。なお、本実施の形態の説明では、前記第１の実施の形態と同一の構成要素に同一の符号を付し、その説明を省略するものとする。
【００５３】
本実施の形態に係る撮像装置１Ｂは、半導体検出器１１及び平面パネル保持部１２Ａを備える。平面パネル保持部１２Ａは、２枚の平面状のパネルであり、被検者４を挟んで対向する位置に配置されている。多数の半導体検出器１１は、平面パネル保持部１２Ａの表面に複数個設置されている。
【００５４】
回転装置４０は、支持枠４１、回転ギヤ４２、回転軸棒４３、回転軸固定台４４、変速機４５及びモータ４６を備えている。支持枠４１は２枚の平面パネル保持部１２Ａを介して複数個の半導体検出器１１を支持している。支持枠４１は円盤状の回転ギヤ４２に支持され、この回転ギヤ４２は回転軸棒４３を介して回転軸固定台４４に支持されている。モータ４６の動力が変速機４５により変速されて回転ギヤ４２に伝わり、被検者４を中心軸として対向する２枚の平面パネル保持部１２Ａと一緒に半導体検出器１１を回転させる。
【００５５】
本実施の形態では、半導体検出器１１を１断面（２次元断面）あたり２０００個設置している。一見すると式（１）を解くための必要条件である式（５）を満足させていないが、半導体検出器１１の回転により条件を満たすことが可能である。つまり、半導体検出器１１の位置を最低３回移動すれば２０００個の半導体検出器１１に対して３倍のデータが得られるので、結果として６０００個の方程式を立てることができ、式（５）を満足させることができる。
【００５６】
信号処理装置３の装置構成は第１の実施の形態と同様であり、処理手順もほぼ同様であるので、図４を用いて処理手順の違いを中心に以下説明する。ステップＳ１〜Ｓ３は、前記第１の実施の形態と同様であり、予め被検者４のＸ線ＣＴ撮像を実施して、放射線到達確率行列Ａを算出して記憶装置３４に入力し、保持しておく。ステップＳ４にてＳＰＥＣＴ測定（γ線計測）を少なくとも３箇所の回転位置で実施し、各回転位置での各半導体検出器１１におけるγ線検出個数を放射線カウント数ベクトルＹとして算出する。以下、ステップＳ５、Ｓ６についても前記第１の実施の形態と同様であり、逐次近似法を用いて画像再構成して、放射性物質集積量ベクトルＸを求め、画像化して表示装置３５に表示すると共に記憶装置３４に保存する。
【００５７】
本実施の形態によれば、第１の実施の形態の（１）、（２）及び（４）と同様の効果を得ることができる。さらに、以下に示す効果も得ることができる。
【００５８】
（６）本実施の形態では、少ない個数の半導体検出器でＳＰＥＣＴ画像を得ることが可能であり、装置のコストを低減することができる。
【００５９】
本実施の形態において第２の実施の形態と同様に半導体検出器１１よりも疎な空間分解能を有するコリメータ（図示せず）を使用しても良い。コリメータは、半導体検出器１１の配置と同様に、平面パネル保持部１２Ａに取り付けて半導体検出器１１と一緒に回転させればよい。コリメータを使用する効果は第２の実施の形態と同様である。
【００６０】
また、コリメータを可動式にして半導体検出器１１を固定式にしてもよい。この場合は、コリメータを移動することにより方程式の数を実質的に増やし、式（５）の条件を満たすことができる。もちろん、コリメータと半導体検出器１１を互いに別個独立に移動可能な構成とすることも可能であり、自由度が増える分、式（５）の条件を満たすことが容易になる。
【００６１】
また、本実施の形態では、半導体検出器１１及びコリメータの移動を回転移動としたが、本発明はそれに限定されない。一つの半導体検出器１１で異なる測定条件を作り上げればよく、直線状に移動することも可能である。また、移動機構をなくして、コリメータを他の種類のコリメータに付け替えてもよい。さらに、移動機構もコリメータの付け替えもなくし、同一のコリメータでもその特性を変化させることのできるコリメータを使用しても良い。つまり、実質的に式（５）を満たすために、少ない半導体検出器１１でも異なった条件のγ線計測を実施できるように幾何学的な条件（ボクセルと半導体検出器１１とコリメータとの位置関係）に変化を加えればよく、その手段は問わない。
【００６２】
（第４の実施の形態）
本発明の第４の実施の形態について図５及び図８を用いて説明する。図５はＳＰＥＣＴ装置の断面図であり、前記第２の実施の形態と同様に、撮像装置１Ａ、被検者保持装置２、信号処理装置３を備えている。本実施の形態と第２の実施の形態との違いは半導体検出器１１の個数と信号処理手順である。従って、撮像装置１Ａを中心に以下説明する。
【００６３】
本実施の形態では、６４×６４ボクセルの２次元断面像を得るために４０９６個の半導体検出器１１を環状に配置している。つまり、方程式の数（半導体検出器１１の数）ｍ（ｍ＝４０９６）と未知数である放射性物質集積量の個数ｎ（ｎ＝４０９６）が同じであり、式（５）を満たしている。
【００６４】
信号処理装置３の装置構成は第２の実施の形態と同様であるが、処理手順が若干異なる。従って、図８を用いて処理手順の違いを中心に以下説明する。
【００６５】
ステップＳ２１〜Ｓ２３は第２の実施の形態によるステップＳ１１〜Ｓ１３と同様であり、予め被検者４のＸ線ＣＴ撮像を実施して、放射線到達確率行列Ａを算出して記憶装置３４に入力し保持しておく。
【００６６】
ステップＳ２４にて予め放射線到達確率行列Ａの逆行列Ａ^−１を算出しておく。本実施の形態では放射線到達確率行列Ａが正方行列であるので、全方程式が独立になるようにコリメータ１３を配置すれば、放射線到達確率行列Ａの逆行列を測定前に算出しておくことが可能である。
【００６７】
ステップＳ２５は第２の実施の形態と同様であり、ＳＰＥＣＴ測定（γ線計測）を実施し、各半導体検出器１１におけるγ線検出個数を放射線カウント数ベクトルＹとして算出する。
【００６８】
ステップＳ２６ではステップＳ２４で求めた放射線到達確率行列Ａの逆行列Ａ^−１及びステップＳ２５で求めた放射線カウント数ベクトルＹを用い、式（６）の行列式を用いて放射性物質集積量ベクトルＸを算出する。
【００６９】
【数６】
Ｘ＝Ａ^−１Ｙ ・・・（６）
【００７０】
ステップＳ２７も第２の実施の形態と同様であり、ステップＳ２６にて算出した放射性物質集積量ベクトルＸを画像化して表示装置３５に表示すると共に記憶装置３４に保存する。
【００７１】
本実施の形態によれば、前記第１の実施の形態の（２）〜（４）及び第２の実施の形態の（５）と同様の効果を得ることができる。さらに、以下に示す効果も得ることができる。
【００７２】
（７）本実施の形態では、未知数である測定最小領域（ボクセル）の個数ｎと同じ数ｍの半導体検出器１１（方程式）を配置しており、方程式が独立になるようにコリメータ１３を設置している。従って、ＳＰＥＣＴ測定（γ線計測）を実施する前に放射線到達確率行列Ａの逆行列Ａ^−１を求めておくことができる。ＳＰＥＣＴ測定（γ線計測）時には、簡単な行列式（式（６））を解くだけで画像データを得ることができるのでリアルタイムで画像表示することが可能となり、画像化までの時間ロスをなくし、リアルタイムで医療診断が可能となる。
【００７３】
本実施の形態では、固定式の半導体検出器１１にコリメータ１３を取り付けた構成としているが、本発明はそれに限定されない。第１の実施の形態（図１）に示すようにコリメータをなくした構成でもよいし、第３の実施の形態（図７）に示すように測定最小領域（ボクセル）の個数ｎよりも少ない数の半導体検出器を移動式とする構成としてもよい。本実施の形態では、測定最小領域（ボクセル）の個数と同じ数の独立な方程式を立てることが重要であり、半導体検出器１１及びコリメータ１３の固定、移動方法は限定されない。
【００７４】
なお、各実施の形態では、放射線検出器として半導体検出器を使用したが、本発明は、それに限定されない。例えばシンチレータ等を使用してもよい。
【００７５】
【発明の効果】
本発明では、放射線検出器よりも疎な空間分解能を持つコリメータを使用することにより、γ線の実質的な検出感度が大幅に改善し、測定時間の短縮を図ることができる。この測定時間の短縮により、被検者への負担が軽減されるばかりでなく、検査中に被検者の移動量が減るので画質の改善が図れるほか、心筋の観察等の短時間現象への応用が可能となる。また、コリメータを不要としても、画質の低下を防ぐことができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の第１の実施の形態に係るＳＰＥＣＴ装置の側断面図である。
【図２】本発明の第１の実施の形態に係るＳＰＥＣＴ装置を身長方向に対して直角となる方向からみた断面図である。
【図３】本発明の第１の実施の形態に係る被検者と半導体検出器との関係を示す説明図である。
【図４】本発明の第１の実施の形態に係る放射線検査方法を示すフローチャートである。
【図５】本発明の第２の実施の形態に係るＳＰＥＣＴ装置の側断面図である。
【図６】本発明の第２の実施の形態に係る放射線検査方法を示すフローチャートである。
【図７】本発明の第３の実施の形態に係るＳＰＥＣＴ装置の側断面図である。
【図８】本発明の第４の実施の形態に係る放射線検査方法を示すフローチャートである。
【符号の説明】
１、１Ａ、１Ｂ 撮像装置
３ 信号処理装置
４ 被検者
１１ 半導体検出器（放射線検出器）
１３ コリメータ
３１ 信号増幅装置
３２ 信号弁別装置
３３ 画像再構成装置
３４ 記憶装置
３５ 表示装置
４０ 回転装置
５１、５２ 測定最小領域（ボクセル）
Ａ１、Ａ２、Ａ３ ＳＰＥＣＴ装置（放射線検査装置）

Claims (17)

1. 被検体内からの放射線を利用して前記被検体内の検査を行う放射線検査方法において、
   予め前記被検体に吸収される放射線の吸収線量分布を測定しておき、前記吸収線量分布を用いて被検体内の測定最小領域から放射される放射線が放射線検出器に入射する放射線到達確率を算出し、
   前記放射線検出器を用いて前記測定最小領域個数以上の放射線測定を行い、
   前記放射線測定結果と前記放射線到達確率とから前記被検体内の放射性物質の分布を算出することを特徴とする放射線検査方法。
2. 被検体内からの放射線を利用して前記被検体内の検査を行う放射線検査方法において、
   予め前記被検体に吸収される放射線の吸収線量分布を測定しておき、コリメータと被検体内の測定最小領域と放射線検出器との位置関係及び前記吸収線量分布を用いて被検体内の測定最小領域から放射される放射線が放射線検出器に入射する放射線到達確率を算出し、
   前記放射線検出器を用いて前記測定最小領域個数以上の放射線測定を行い、
   前記放射線測定結果と前記放射線到達確率とから前記被検体内の放射性物質の分布を算出することを特徴とする放射線検査方法。
3. 前記放射線検出器を移動することにより放射線測定した測定最小領域個数以上の放射線測定結果と放射線到達確率とから前記被検体内の放射性物質分布を算出することを特徴とする請求項１または請求項２に記載の放射線検査方法。
4. 前記コリメータを移動することにより放射線測定した測定最小領域個数以上の放射線測定結果と放射線到達確率とから前記被検体内の放射性物質分布を算出することを特徴とする請求項２に記載の放射線検査方法。
5. 前記測定最小領域個数以上の前記放射線検出器により放射線測定した放射線測定結果と前記放射線到達確率とから前記被検体内の放射性物質分布を算出することを特徴とする請求項１または請求項２に記載の放射線検査方法。
6. 前記放射線検出器を用いて測定最小領域個数の測定を行い、前記放射線到達確率から前記測定最小領域個数分の独立な方程式を解くことにより前記被検体内の放射性物質分布を算出することを特徴とする請求項１ないし請求項５のいずれか１項に記載の放射線検査方法。
7. 前記放射性物質分布の情報を用いて画像情報を作成する請求項１ないし請求項６のいずれか１項に記載の放射線検査方法。
8. 前記画像情報が前記被検体の断層像情報である請求項７記載の放射線検査方法。
9. 被検体内からの放射線を利用して前記被検体内の検査を行う放射線検査装置において、
   前記被検体からの放射線を検出する放射線検出器を備え、予め被検体に吸収される放射線の吸収線量分布を測定しておき、前記吸収線量分布を用いて被検体内の測定最小領域から放射される放射線が放射線検出器に入射する放射線到達確率を算出し、前記放射線検出器を用いて前記測定最小領域個数以上の放射線測定を行い、前記放射線測定結果と前記放射線到達確率とから前記被検体内の放射性物質の分布を算出することを特徴とする放射線検査装置。
10. 被検体内からの放射線を利用して前記被検体内の検査を行う放射線検査装置において、
    前記被検体からの放射線を検出する放射線検出器と前記放射線検出器の空間分解能より疎な空間分解能を有するコリメータとを備え、
    予め前記被検体に吸収される放射線の吸収線量分布を測定しておき、コリメータと被検体内の測定最小領域と放射線検出器との位置関係及び前記吸収線量分布を用いて被検体内の測定最小領域から放射される放射線が放射線検出器に入射する放射線到達確率を算出し、前記放射線検出器を用いて前記測定最小領域個数以上の放射線測定を行い、前記放射線測定結果と前記放射線到達確率とから前記被検体内の放射性物質分布を算出することを特徴とする放射線検査装置。
11. 前記放射線検出器を移動させる検出器移動機構を備え、前記放射線検出器を移動することにより放射線測定した測定最小領域個数以上の放射線測定結果と放射線到達確率とから前記被検体内の放射性物質分布を算出することを特徴とする請求項９または請求項１０に記載の放射線検査装置。
12. 前記コリメータを移動させるコリメータ移動機構を備え、前記コリメータを移動することにより放射線測定した測定最小領域個数以上の放射線測定結果と放射線到達確率とから前記被検体内の放射性物質分布を算出することを特徴とする請求項１０に記載の放射線検査装置。
13. 前記放射性物質分布の情報を用いて画像情報を作成する請求項９ないし請求項１２のいずれか１項に記載の放射線検査装置。
14. 前記測定最小領域個数以上の放射線検出器を備え、前記測定最小領域個数以上の放射線測定結果と前記放射線到達確率とから前記被検体内の放射性物質分布を算出することを特徴とする請求項９または請求項１０に記載の放射線検査装置。
15. ＳＰＥＣＴ検査を行うことを特徴とする請求項９ないし請求項１２及び請求項１４のいずれか１項に記載の放射線検査装置。
16. 前記放射性物質分布の情報を用いて前記被検体の断層像情報を作成する請求項１５記載の放射線検査方法。
17. 前記放射線検出器は半導体検出器であることを特徴とする請求項９ないし請求項１２、請求項１４及び請求項１５のいずれか１項に記載の放射線検査装置。

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