JP2013186083A - 核医学診断装置および画像処理装置 - Google Patents

Abstract

【課題】表示画素サイズを大きく維持しつつガンマ線の位置情報の劣化を低減させることができる核医学診断装置および画像処理装置を提供する。
【解決手段】本発明の一実施形態に係る核医学診断装置１０は、被検体に投与された放射性同位元素から放射されるガンマ線を検出するガンマカメラ１１、データ収集部１２、計数分配部４２および画像生成部４３を備える。データ収集部１２は、ガンマカメラ１１の検出結果にもとづいて、ガンマカメラ１１の検出面を複数に分割した１次セルごとに、ガンマカメラ１１へ入射したガンマ線を光子数として計数する。計数分配部４２は、所定数の１次セルにより構成される表示用セルごとに、１次セルと表示用セルとの距離に応じて１次セルの計数値を複数の表示用セルに分配して計数する。画像生成部４３は、表示用セルの計数値に応じて表示用セルのそれぞれを表示画素とする画像を生成する。
【選択図】 図１

Description

本発明の実施形態は、核医学診断装置および画像処理装置に関する。

核医学診断装置は、放射性同位元素（Radio Isotope、以下ＲＩという）を含む薬品（血流マーカ、トレーサ）が生体内の特定組織や臓器に選択的に取り込まれる性質を利用して、生体内に分布したＲＩから放射されるガンマ線を、生体外に配設されたガンマ線の検出器（以下、ガンマカメラという）で検出するようになっている。

ガンマカメラは、たとえば２次元に配列された複数の検出素子により構成される。ガンマカメラは、ガンマカメラにガンマ線が入射する事象（以下、イベントという）が起こるごとに、ガンマ線の入射位置情報（以下、位置情報という）および強度情報を含む検出結果を出力する。

この検出結果は、後処理に利用される。後処理としては、たとえばガンマ線の線量分布を画像化することによる核医学画像の生成処理や、この検出結果を解析することによる体内臓器等の機能の診断などが挙げられる。

特開２００９−２１６７１６号公報

しかし、ガンマカメラが出力する位置情報をそのまま後処理に利用する場合、後処理であつかうデータ量が多量となるため計算負荷が高くなってしまうほか、カウント数を含むイベントの情報を記憶しておくための記憶媒体として非常に大容量のものが必要となってしまう。

そこで、ガンマカメラの検出結果は、後処理に利用されるにあたり、ガンマカメラから出力される位置情報にもとづいて所定サイズの表示画素単位で入射光子数をカウントするよう加工される場合がある。この場合、後処理には表示画素単位のカウント数が利用される。このとき、表示画素のサイズが小さくなるほど、各表示画素のカウント数が少なくなり、ＲＩの崩壊における放射ガンマ線の統計変動の影響を受けやすくなる。そこで、たとえば半導体型ガンマカメラを用いる場合、互いに隣接する所定数の検出素子（たとえば１６×１６）を１つの表示画素に対応させ、１つの表示画素のカウント数を所定数の検出素子のカウント数の合計とすることにより、統計変動の影響を低減することができる。

しかし、１つの表示画素のサイズを大きくすると、表示画素内のどの位置にガンマ線が入射したかの情報が失われてしまう。このため、後処理を表示画素単位のカウント数にもとづいて行うと、後処理の精度が悪くなってしまう。

本発明の一実施形態に係る核医学診断装置は、上述した課題を解決するために、被検体に投与された放射性同位元素から放射されるガンマ線を検出する検出器、データ収集部、計数分配部および画像生成部を備える。データ収集部は、検出器の検出結果にもとづいて、検出器の検出面を複数に分割した１次セルごとに、検出器へ入射したガンマ線を光子数として計数する。計数分配部は、所定数の１次セルにより構成される表示用セルごとに、１次セルと表示用セルとの距離に応じて１次セルの計数値を複数の表示用セルに分配して計数する。画像生成部は、表示用セルの計数値に応じて表示用セルのそれぞれを表示画素とする画像を生成する。

本発明の一実施形態に係る核医学診断装置および画像処理装置の一例を示すブロック図。 （ａ）はシンチレータ型検出器の一構成例を示す断面図、（ｂ）は半導体型検出器の一構成例を示す断面図。 １次セルと表示用セルとの関係の一例を示す説明図。 従来の表示用セルのカウント数の計数方法を説明するための図。 ガンマ線の入射位置と、この入射位置が属する表示用セルを含む複数の表示用セルの中心と、の関係の一例を示す説明図。 １次セルと表示用セルとの距離に応じて設定される重み付けパターンの例を３つ示す説明図。 図３に示す例における位置Ｐ１にガンマ線が入射した場合の計数分配部による計数分配の様子の一例を示す説明図。 図３に示す例における位置Ｐ１、Ｐ２、Ｐ３にガンマ線が入射した場合の計数分配部による計数分配の様子の一例を示す説明図。 図１に示す制御部のＣＰＵにより、表示画素サイズを大きく維持しつつガンマ線の位置情報の劣化を低減させる際の手順を示すフローチャート。

本発明に係る核医学診断装置および画像処理装置の実施の形態について、添付図面を参照して説明する。本実施形態に係る核医学診断装置および画像処理装置は、ＳＰＥＣＴ（Single Photon Emission Computed Tomography）やＰＥＴ（Positron Emission Tomography）などのガンマカメラを備えた各種装置に適用することが可能である。

図１は、本発明の一実施形態に係る核医学診断装置１０および画像処理装置１３の一例を示すブロック図である。

核医学診断装置１０は、ガンマカメラ１１、データ収集部１２および画像処理装置１３を有する。なお、画像処理装置１３はデータ収集部１２とデータ送受信可能に接続されていればよく、同一の部屋や建屋に設けられずともよい。

図２（ａ）はシンチレータ型検出器の一構成例を示す断面図であり、（ｂ）は半導体型検出器の一構成例を示す断面図である。

ガンマカメラ１１は、被検体に薬品に含まれて投与されたテクネシウムなどの放射性同位元素から放射されるガンマ線を検出する検出器である。ガンマカメラ１１としては、シンチレータ型検出器を用いてもよいし、半導体型検出器を用いてもよい。

シンチレータ型検出器を用いてガンマカメラ１１を構成する場合は、図２（ａ）に示すように、ガンマカメラ１１は、ガンマ線の入射角度を規定するためのコリメータ２１、コリメートされたガンマ線が入射すると瞬間的な閃光を発するシンチレータ２２、ライトガイド２３、シンチレータ２２から射出された光を検出するための２次元に配列された複数の光電子増倍管２４、およびシンチレータ用電子回路２５などを有する。

シンチレータ２２は、たとえばタリウム活性化ヨウ化ナトリウムＮａＩ（Ｔｌ）により構成される。

シンチレータ用電子回路２５は、ガンマ線が入射する事象（イベント）が発生するごとに、複数の光電子増倍管２４の出力にもとづいて複数の光電子増倍管２４により構成される検出面内におけるガンマ線の入射位置情報（位置情報）および強度情報を生成しデータ収集部１２に出力する。この位置情報は、検出面内の２次元座標の情報であってもよいし、あらかじめ検出面を複数の分割領域（以下、１次セルという）に仮想的に分割しておき（たとえば１０２４×１０２４個に分割しておき）、どの１次セルに入射があったかを示す情報であってもよい。

一方、半導体型検出器を用いてガンマカメラ１１を構成する場合は、図２（ｂ）に示すように、ガンマカメラ１１は、コリメータ２１、コリメートされたガンマ線を検出するための２次元に配列された複数のガンマ線検出用半導体素子（以下、半導体素子という）２６および半導体用電子回路２７などを有する。

半導体素子２６は、たとえばＣｄＴｅやＣｄＺｎＴｅ（ＣＺＴ）により構成される。

半導体用電子回路２７は、ガンマ線が入射する事象（イベント）が発生するごとに、半導体素子２６の出力にもとづいて位置情報および強度情報を生成しデータ収集部１２に出力する。この位置情報は、複数の半導体素子２６（たとえば１０２４×１０２４個）のうちのどの半導体素子２６に入射したかを示す情報である。

すなわち、ガンマカメラ１１は、イベントごとに位置情報および強度情報を出力する。また、位置情報は、１次セルのどの位置にガンマ線が入射したかを示す情報および検出面内の２次元座標の情報の少なくとも一方である。以下の説明では、ガンマカメラ１１が位置情報として１次セルのどの位置にガンマ線が入射したかを示す情報を出力する場合の例について示す。

データ収集部１２は、ガンマカメラ１１の出力をリストモードで収集する。リストモードでは、位置情報、強度情報、ガンマカメラ１１と被検体との相対位置を示す情報（ガンマカメラ１１の位置や角度など）、およびデータ収集時刻がイベントごとに収集される。

ガンマカメラ１１が位置情報として１次セルのどの位置にガンマ線が入射したかを示す情報を出力する場合、データ収集部１２はさらに、ガンマカメラ１１の検出面を複数に分割した１次セルごとに、ガンマカメラ１１へ入射したガンマ線を光子数として計数する。

画像処理装置１３は、図１に示すように、制御部３１、表示部３２、入力部３３および記憶部３４を有する。

制御部３１は、ＣＰＵ、ＲＡＭおよびＲＯＭをはじめとする記憶媒体などにより構成され、この記憶媒体に記憶されたプログラムに従って画像処理装置１３の処理動作を制御する。

制御部３１のＣＰＵは、ＲＯＭをはじめとする記憶媒体に記憶された画像処理プログラムおよびこのプログラムの実行のために必要なデータをＲＡＭへロードし、このプログラムに従って、表示画素サイズを大きく維持しつつガンマ線の位置情報の劣化を低減させるための処理を実行する。

制御部３１のＲＡＭは、ＣＰＵが実行するプログラムおよびデータを一時的に格納するワークエリアを提供する。制御部３１のＲＯＭをはじめとする記憶媒体は、画像処理装置１３の起動プログラム、画像処理プログラムや、これらのプログラムを実行するために必要な各種データを記憶する。

なお、ＲＯＭをはじめとする記憶媒体は、磁気的もしくは光学的記録媒体または半導体メモリなどの、ＣＰＵにより読み取り可能な記録媒体を含んだ構成を有し、これら記憶媒体内のプログラムおよびデータの一部または全部は電子ネットワークを介してダウンロードされるように構成してもよい。

表示部３２は、たとえば液晶ディスプレイやＯＬＥＤ（Organic Light Emitting Diode）ディスプレイなどの一般的な表示出力装置により構成され、制御部３１の制御に従って核医学診断画像などの各種情報を表示する。

入力部３３は、たとえばキーボード、タッチパネル、テンキーなどの一般的な入力装置により構成され、ユーザの操作に対応した操作入力信号を制御部３１に出力する。

記憶部３４は、磁気的もしくは光学的記録媒体または半導体メモリなどの、ＣＰＵにより読み取り可能な記録媒体を含んだ構成を有し、これら記憶媒体内のプログラムおよびデータの一部または全部は電子ネットワークを介してダウンロードされるように構成してもよい。記憶部３４は、制御部３１により制御されて表示用セルごとの計数値を記憶する。

図１に示すように、制御部３１のＣＰＵは、画像処理プログラムによって、少なくともエネルギー判定部４１、計数分配部４２、画像生成部４３および生理パラメータ算出部４４として機能する。この各部４１〜４４は、ＲＡＭの所要のワークエリアを、データの一時的な格納場所として利用する。なお、これらの機能実現部は、ＣＰＵを用いることなく回路などのハードウエアロジックによって構成してもよい。

エネルギー判定部４１は、データ収集部１２からリストモードデータのうち少なくとも位置情報および強度情報を取得し、波高弁別を用いて所定の強度を有するイベントのみを抽出するとともに所定のエネルギーウインドウ内のエネルギーを有するイベントのみを抽出し、抽出したイベントの位置情報を計数分配部４２に与える。
ここで、表示用セルについて説明する。

データ収集部１２により収集された位置情報は、検出面内の２次元座標の情報または１次セルの位置の情報である。しかし、ガンマ線の線量分布を画像化することによる核医学画像の生成処理や、この生理パラメータの算出処理などを行う際にデータ収集部１２により収集された位置情報をそのまま用いると、後処理であつかうデータ量が多量となるため計算負荷が高くなってしまうほか、カウント数を含むイベントの情報を記憶しておくための記憶媒体として非常に大容量のものが必要となってしまう。

この弊害を防ぐためには、所定数の１次セル（たとえば１６×１６）を１つの２次セル（以下、表示用セルという）としてあつかうとよい。表示用セルのカウント数を所定数の１次セルのカウント数の合計とすることにより、後処理であつかうデータ量を減らすことができるため計算処理速度を向上させることができ、カウント数を含むイベントの情報を記憶しておくための記憶部３４の記憶容量を削減することができる。また、１つのセルあたりのカウント数を増やすことができるため統計変動の影響を低減することができる。

図３は、１次セルと表示用セルとの関係の一例を示す説明図である。また、図４は従来の表示用セルのカウント数の計数方法を説明するための図である。

なお、図３および図４には、１次セルが２５×２５個のセルにより構成され、各１次セルの位置がＸ＝１、２、・・・、２５およびＹ＝１、２、・・・２５の組み合わせで識別される場合の例について示した。また、図３および図４には、５×５個の１次セルを１つの表示用セルとしてあつかう場合の例について示した。この場合、表示用セルは５×５個のセルにより構成される。また、各表示用セルの位置はｓ＝１、２、・・・、５およびｔ＝１、２、・・・、５の組み合わせで識別されるものとする。

たとえば、イベントが３回あり、各イベントの１次セルにおける入射位置がＰ１（Ｘ，Ｙ）＝（１１，１３）、Ｐ２（Ｘ，Ｙ）＝（１２，１４）、Ｐ３（Ｘ，Ｙ）＝（１１，１５）である場合を考える。この場合、従来の方法では、Ｐ１〜Ｐ３のイベントは、すべて全て（ｓ，ｔ）＝（３，３）の表示用セルで発生したものとしてあつかわれる。

従来の方法では、イベントごとにガンマ線が入射したセルにカウント数が１ずつ計数される。このため、上記例では（ｓ，ｔ）＝（３，３）の表示用セルの計数値（カウント数）は３となる（図４参照）。

しかし、１つの表示用セルのサイズを大きくすると、表示用セル内のどの位置にガンマ線が入射したかの情報は全く失われてしまう。このため、後処理を表示用セル単位のカウント数にもとづいて行うと、後処理の精度が悪くなってしまう。これは、表示用セルのカウント数を、表示用セルに含まれる１次セルのカウント数の単なる合計としていることが要因である。

そこで、計数分配部４２は、所定数の１次セルにより構成される表示用セルごとに、１次セルと表示用セルとの距離に応じて１次セルの計数値を複数の表示用セルに分配して計数する。すなわち、計数分配部４２は、ガンマ線が入射した１次セルを含む表示用セルに加えて、他の表示用セルにも計数値を分配する。このとき、１度のイベントで分配される計数値の合計が所定の数（たとえば１）となるようにしておくとよい。

計数の分配対象とする他の表示用セルは、ガンマ線が入射した１次セルが属する表示用セル（図３に示す例では（ｓ，ｔ）＝（３，３）のセル）に対して隣接する８個の表示用セルとしてもよいし、これらの８つの表示用セルに隣接する１６個の表示用セル（図３では最外周に位置する表示用セル）をさらに加えてもよい。また、隣接する８個の表示用セルを上下左右に隣接する４つの表示用セル（（ｓ，ｔ）＝（３，２）（３，４）（２，３）（４，３））と頂点で接している４つの表示用セル（（ｓ，ｔ）＝（２，２）（４，２）（２，４）（４，４））に分け、いずれか一方のみを計数の分配対象とする他の表示用セルとしてもよい。以下の説明では、ガンマ線が入射した１次セル表示用セルに対して隣接する８個の表示用セルを計数の分配対象とする他の表示用セルとする場合の例について示す。

ここで、計数分配部４２による計数の分配方法について具体的に説明する。

図５は、ガンマ線の入射位置と、この入射位置が属する表示用セルを含む複数の表示用セルの中心と、の関係の一例を示す説明図である。

計数分配部４２は、１次セルと表示用セルとの距離に応じて１次セルの計数値を複数の表示用セルに分配して計数する。１次セルと表示用セルとの距離は、図５に示すように１次セルの中心と表示用セルの中心間距離としてもよいし、１次セルの中心から１次セルに最も近い表示用セルの頂点までの距離としてもよい。なお、ガンマカメラ１１が位置情報として検出面内の２次元座標の情報を出力する場合には、１次セルの中心にかえてこの２次元座標を用いればよい。

図６は、１次セルと表示用セルとの距離に応じて設定される重み付けパターンの例を３つ示す説明図である。

１次セルと表示用セルとの距離に応じて１次セルの計数値を複数の表示用セルに分配して計数する際の重み付けは、距離が遠くなるほど重みが小さくなるようにすればよく、具体的な重み付けパターンは任意に設定することができる。たとえば距離に応じて曲線的に（図６のパターンＡ）または直線的に（パターンＢ）重みが連続的に減少するようにしてもよいし、段階的に重みが減少するようにしてもよい（パターンＣ）し、その他の所定の関数に応じて重みが減少にするようにしてもよい。各イベントを同等にあつかう場合、１度のイベントで分配される計数値の合計は所定の数（たとえば１）となるようにしておく。

図７は、図３に示す例における位置Ｐ１にガンマ線が入射した場合の計数分配部４２による計数分配の様子の一例を示す説明図である。

位置Ｐ１（Ｘ，Ｙ）＝（１１，１３）にイベントが発生した場合、計数分配部４２は、まず、位置Ｐ１が属する１次セルの中心から、位置Ｐ１が属する表示用セルの中心およびその周囲の８つの表示用セルの中心までの距離を算出する。次に、計数分配部４２は、これらの距離に応じて各表示用セルに対する重みを決定し、計数を配分する。図７には、重みを距離の逆数で決定する場合の例について示した。この結果、図７から明らかなように、従来の方法では単に表示用セル（ｓ，ｔ）＝（３，３）にカウント数１が与えられるところ、周囲の表示用セルに対しても計数（カウント数）が分配される。

図８は、図３に示す例における位置Ｐ１、Ｐ２、Ｐ３にガンマ線が入射した場合の計数分配部４２による計数分配の様子の一例を示す説明図である。

図７に示した計数分配処理を繰り返すことにより、図８の最下部に示すように、各表示用セルに対して分配された計数が積算される。位置Ｐ１〜Ｐ３は表示用セル（ｓ，ｔ）＝（３，３）の内部の比較的左下部に集中している。一方、図８の最下部に示すように、計数分配部４２による計数の分配の結果、表示用セル（ｓ，ｔ）＝（３，３）の周囲の表示用セルのうち左、下、および左下の表示用セルの計数値が他の周囲の表示用セルに比べて比較的高くなっていることがわかる。

図４と図８の最下部とを比較して明らかなように、計数分配部４２による計数の分配によって、表示用セルのサイズを大きく維持しつつ、ガンマ線の位置情報の劣化を低減させることができる。

なお、リストモードデータを利用する場合、全てのイベントが終了してから事後的に計数分配を行ってもよい。この場合、１次セルごとにすでにカウント数が累計されているため、計数分配部４２は、１次セルごとに、累計されたカウント数を周囲の表示用セルに分配してもよい。このとき、分配されるカウント数は１ではなく累計カウント数とする。

計数分配部４２は、この分配した表示用セルの計数値を記憶部３４に記憶させる。

画像生成部４３は、計数分配部４２により分配された表示用セルの計数値に応じて、表示用セルのそれぞれを表示画素とする画像を生成し、表示部３２に表示させる。具体的には、画像生成部４３は、表示用セルの計数値に応じて各表示セルに対応する画素の輝度や色彩を決定し、ユーザにとって視認性の高い画像を生成する。

生理パラメータ算出部４４は、計数分配部４２により計数された表示用セルごとの計数値にもとづいて、血流をはじめとする生理パラメータを算出する。生理パラメータは、たとえばユーザにより入力部３３を介して指示された各種設定値にもとづいて算出される。この生理パラメータは、体内臓器等の機能の診断に利用することができる。

図９は、図１に示す制御部３１のＣＰＵにより、表示画素サイズを大きく維持しつつガンマ線の位置情報の劣化を低減させる際の手順を示すフローチャートである。図９において、Ｓに数字を付した符号は、フローチャートの各ステップを示す。

まず、ステップＳ１において、エネルギー判定部４１は、データ収集部１２からリストモードデータのうち少なくとも位置情報および強度情報を取得する。

次に、ステップＳ２において、エネルギー判定部４１は、波高弁別を用いて所定の強度を有するイベントのみを抽出するとともに、所定のエネルギーウインドウ内のエネルギーを有するイベントのみを抽出する。

次に、ステップＳ３において、計数分配部４２は、表示用セルごとに、ガンマ線の入射位置（１次セルまたは２次元座標）と表示用セルとの距離に応じて複数の表示用セルに計数を分配する。

次に、ステップＳ４において、計数分配部４２は、表示用セルごとに分配した計数値を記憶部３４に記憶させる。

以上の手順により、表示画素サイズを大きく維持しつつガンマ線の位置情報の劣化を低減させることができる。

本実施形態に係る核医学診断装置１０および画像処理装置１３は、ガンマカメラ１１が出力する位置情報にもとづいて大きなサンプリングサイズを有する表示用セルに計数を割り当てる際に、入射位置が属する表示用セルに加え、この表示用セルの周辺の表示用セルにも入射位置からの距離に応じて計数値を分配する。このため、本実施形態に係る表示用セルごとの計数値は、従来の表示用セルごとの計数値に比べ、より詳細な入射位置情報を内包したものとすることができる。したがって、表示用セルを用いた画像生成処理や生理パラメータ算出処理などの後処理の精度を向上させることができる。

また、表示用セルの計数値を用いて後処理を精度よく行うことができるため、リストデータを用いて後処理を行う場合に比べ、データ量を大幅に減らすことができる。このため、後処理の計算速度を向上させることができるとともに、カウント数を含むイベントの情報を記憶しておくための記憶部３４の記憶容量を大幅に削減することができる。

なお、本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら新規な実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれるとともに、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれる。

たとえば、上記説明ではデータ収集部１２がリストモードでデータを収集してから計数の分配を行って画像生成等の後処理を行う場合の例について説明したが、データ収集部１２はリストモードでデータを収集せずともかまわない。リストモードでデータを収集すれば、データ収集と計数の分配処理を分離することができるため、データ収集速度（計数率）を悪化させるおそれを低減させることができる。

また、画像処理装置１３の制御部３１の機能としてデータ収集部１２の機能が含まれてもよい。

１０ 核医学診断装置
１１ ガンマカメラ
１２ データ収集部
１３ 画像処理装置
２６ 半導体素子
３１ 制御部
３２ 表示部
３３ 入力部
３４ 記憶部
４２ 計数分配部
４３ 画像生成部
４４ 生理パラメータ算出部

Claims (7)

1. 被検体に投与された放射性同位元素から放射されるガンマ線を検出する検出器と、
   前記検出器の検出結果にもとづいて、前記検出器の検出面を複数に分割した１次セルごとに、前記検出器へ入射したガンマ線を光子数として計数するデータ収集部と、
   所定数の前記１次セルにより構成される表示用セルごとに、前記１次セルと前記表示用セルとの距離に応じて前記１次セルの計数値を複数の前記表示用セルに分配して計数する計数分配部と、
   前記表示用セルの計数値に応じて前記表示用セルのそれぞれを表示画素とする画像を生成する画像生成部と、
   を備えた核医学診断装置。
2. 前記データ収集部は、
   前記検出器の検出結果にもとづいて、前記検出器へガンマ線が入射するごとに前記１次セルごとに計数を行いつつ入射したガンマ線のエネルギーおよび入射時間の情報をあわせて取得するリストモードでデータを収集する、
   請求項１記載の核医学診断装置。
3. 前記検出器は、
   複数のガンマ線検出用半導体素子により構成された半導体型ガンマカメラであり、
   前記１次セルのそれぞれは、
   前記ガンマ線検出用半導体素子に対応する、
   請求項１または２に記載の核医学診断装置。
4. 被検体に投与された放射性同位元素から放射されるガンマ線を検出する検出器と、
   前記検出器の検出結果にもとづいて、ガンマ線の入射イベントごとに、前記ガンマ線の入射位置と表示用セルとの距離に応じて複数の前記表示用セルに計数値を分配して前記表示用セルごとに計数する計数分配部と、
   前記表示用セルの計数値に応じて前記表示用セルのそれぞれを表示画素とする画像を生成する画像生成部と、
   を備えた核医学診断装置。
5. 前記計数分配部により計数された前記表示用セルごとの計数値にもとづいて生理パラメータを算出する生理パラメータ算出部、
   をさらに備えた、
   請求項１ないし４のいずれか１項に記載の核医学診断装置。
6. 前記計数分配部により計数された前記表示用セルごとの計数値を記憶する記憶部、
   をさらに備えた、
   請求項１ないし５のいずれか１項に記載の核医学診断装置。
7. 被検体に投与された放射性同位元素から放射されるガンマ線を検出する検出器の検出結果にもとづいて前記検出器の検出面を複数に分割した１次セルごとに前記検出器へ入射したガンマ線を光子数として計数されたデータを取得し、所定数の前記１次セルにより構成される表示用セルごとに、前記１次セルと前記表示用セルとの距離に応じて前記１次セルの計数値を複数の前記表示用セルに分配して計数する計数分配部と、
   前記表示用セルの計数値に応じて前記表示用セルのそれぞれを表示画素とする画像を生成する画像生成部と、
   を備えた画像処理装置。

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