JP2011106887A - 放射線撮像装置およびそれを用いた核医学診断装置 - Google Patents
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Abstract
【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
Description
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。
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。
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。
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)。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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)。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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
Claims (6)
- 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。
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Cited By (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
WO2014054755A1 (ja) * | 2012-10-04 | 2014-04-10 | 株式会社日立製作所 | 放射線撮像装置 |
JP2019502100A (ja) * | 2015-11-20 | 2019-01-24 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェKoninklijke Philips N.V. | 検出値決定システム |
JP2020519872A (ja) * | 2017-05-08 | 2020-07-02 | ゼネラル・エレクトリック・カンパニイ | 散乱防止コリメータと組み合わせた基準検出器素子 |
Families Citing this family (10)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US8860934B2 (en) * | 2012-01-13 | 2014-10-14 | Interfiber Analysis, LLC | System and method for measuring an optical fiber |
EP3647822A3 (en) * | 2012-05-08 | 2020-08-12 | Spectrum Dynamics Medical Limited | Nuclear medicine tomography systems, detectors and methods |
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JP2015025665A (ja) * | 2013-07-24 | 2015-02-05 | ソニー株式会社 | 放射線撮像装置および放射線撮像表示システム |
US9801591B2 (en) * | 2013-11-01 | 2017-10-31 | Lickenbrock Technologies, LLC | Fast iterative algorithm for superresolving computed tomography with missing data |
US10610191B2 (en) | 2017-07-06 | 2020-04-07 | Prismatic Sensors Ab | Managing geometric misalignment in x-ray imaging systems |
ES2757984B2 (es) | 2018-10-31 | 2021-02-16 | Univ Valencia Politecnica | Dispositivo para la deteccion de rayos gamma con tabiques activos |
DE102019207899B4 (de) | 2019-05-29 | 2021-07-15 | Siemens Healthcare Gmbh | Röntgenbildgebungsvorrichtung umfassend eine Detektionseinheit mit einem Streustrahlenkollimator |
US11141128B2 (en) | 2019-12-13 | 2021-10-12 | General Electric Company | Systems and methods for focal spot motion detection and correction |
ES2850778B2 (es) * | 2020-02-28 | 2023-02-21 | Consejo Superior Investigacion | Detector de rayos gamma con colimador multi-orificio y region de muestreo variable |
Citations (9)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPH05267632A (ja) * | 1992-03-19 | 1993-10-15 | Olympus Optical Co Ltd | 外部光電効果型固体撮像装置 |
JPH08160145A (ja) * | 1994-12-06 | 1996-06-21 | Toshiba Corp | X線検出器 |
JP2000504961A (ja) * | 1996-06-21 | 2000-04-25 | アナロジック コーポレーション | 検出器応答が安定化されたx線断層撮影システム |
JP2002022678A (ja) * | 2000-07-10 | 2002-01-23 | Hitachi Medical Corp | X線計測装置 |
JP2002529712A (ja) * | 1998-10-29 | 2002-09-10 | ディレクト レディオグラフィ コーポレーション | 検出素子を有した検出器用散乱防止放射線グリッド |
JP2005106704A (ja) * | 2003-09-30 | 2005-04-21 | Hitachi Ltd | 核医学診断装置及びコリメータ |
JP2005308748A (ja) * | 2004-04-23 | 2005-11-04 | Siemens Ag | X線を検出するための検出器モジュールおよび検出器 |
JP2006119113A (ja) * | 2004-09-24 | 2006-05-11 | Hitachi Ltd | 放射線撮像装置およびそれを用いた核医学診断装置 |
JP2010507090A (ja) * | 2006-10-20 | 2010-03-04 | コミサリア、ア、レネルジ、アトミク−セーエーアー | 検出器における相互作用深度を用いるガンマカメラ |
-
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Patent Citations (9)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPH05267632A (ja) * | 1992-03-19 | 1993-10-15 | Olympus Optical Co Ltd | 外部光電効果型固体撮像装置 |
JPH08160145A (ja) * | 1994-12-06 | 1996-06-21 | Toshiba Corp | X線検出器 |
JP2000504961A (ja) * | 1996-06-21 | 2000-04-25 | アナロジック コーポレーション | 検出器応答が安定化されたx線断層撮影システム |
JP2002529712A (ja) * | 1998-10-29 | 2002-09-10 | ディレクト レディオグラフィ コーポレーション | 検出素子を有した検出器用散乱防止放射線グリッド |
JP2002022678A (ja) * | 2000-07-10 | 2002-01-23 | Hitachi Medical Corp | X線計測装置 |
JP2005106704A (ja) * | 2003-09-30 | 2005-04-21 | Hitachi Ltd | 核医学診断装置及びコリメータ |
JP2005308748A (ja) * | 2004-04-23 | 2005-11-04 | Siemens Ag | X線を検出するための検出器モジュールおよび検出器 |
JP2006119113A (ja) * | 2004-09-24 | 2006-05-11 | Hitachi Ltd | 放射線撮像装置およびそれを用いた核医学診断装置 |
JP2010507090A (ja) * | 2006-10-20 | 2010-03-04 | コミサリア、ア、レネルジ、アトミク−セーエーアー | 検出器における相互作用深度を用いるガンマカメラ |
Cited By (8)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
WO2014054755A1 (ja) * | 2012-10-04 | 2014-04-10 | 株式会社日立製作所 | 放射線撮像装置 |
JP2014074664A (ja) * | 2012-10-04 | 2014-04-24 | Hitachi Ltd | 放射線撮像装置 |
US9390823B2 (en) | 2012-10-04 | 2016-07-12 | Hitachi, Ltd. | Radiation image acquiring device |
JP2019502100A (ja) * | 2015-11-20 | 2019-01-24 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェKoninklijke Philips N.V. | 検出値決定システム |
JP7059180B2 (ja) | 2015-11-20 | 2022-04-25 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ | 検出値決定システム |
JP7059180B6 (ja) | 2015-11-20 | 2022-06-02 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ | 検出値決定システム |
JP2020519872A (ja) * | 2017-05-08 | 2020-07-02 | ゼネラル・エレクトリック・カンパニイ | 散乱防止コリメータと組み合わせた基準検出器素子 |
JP7146811B2 (ja) | 2017-05-08 | 2022-10-04 | ゼネラル・エレクトリック・カンパニイ | 散乱防止コリメータと組み合わせた基準検出器素子 |
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