JP2024020690A - 核医学診断装置、核医学撮像方法、および核医学撮像プログラム - Google Patents

Abstract

【課題】検出素子を細分化することなく、簡便にかつ精度良く細分化されたピクセルサイズの高精度の核医学画像を生成すること。【解決手段】本実施形態に係る核医学診断装置は、核医学検出器と、相対位置制御部と、データ収集部と、再構成処理部と、を備える。核医学検出器は、ガンマ線を検出する複数の検出素子を有する。相対位置制御部は、前記核医学検出器と被検体との第１の相対位置から、前記検出素子の素子サイズよりも小さい距離だけ前記第１の相対位置から離れた第２の相対位置への変更を制御する。データ収集部は、前記第１の相対位置において第１のデータを収集し、前記第２の相対位置で第２のデータを収集する。再構成処理部は、前記第１のデータと前記第２のデータとに基づいて、核医学画像を再構成する。【選択図】図６

Description

本明細書及び図面に開示の実施形態は、核医学診断装置、核医学撮像方法、および核医学撮像プログラムに関する。

近年、核医学診断装置において、より細かなシンチレータが採用されたり、ＡＩ（Ａｒｔｉｆｉｃｉａｌ Ｉｎｔｅｌｌｉｇｅｎｃｅ）などの計算によるアップサンプリングを行ったりするなど、核医学画像のピクセルサイズは、細分化される傾向にある。

しかしながら、シンチレータを細かくする製造は困難であって、細分化されたシンチレータの製造の歩留まりが悪いと、製造コストが大きくなることがある。また、ピクセルサイズのアップサンプリングが計算により実行される場合、細分化されたピクセルの情報は、予測値であるため、アップサンプリングを伴った画像の精度が低下することがある。

特許第７００５２４０号公報

本明細書及び図面に開示の実施形態が解決しようとする課題の一つは、検出素子を細分化することなく、簡便にかつ精度良く細分化されたピクセルサイズの高精度の核医学画像を生成することある。ただし、本明細書及び図面に開示の実施形態により解決しようとする課題は上記課題に限られない。後述する実施形態に示す各構成による各効果に対応する課題を他の課題として位置づけることもできる。

本実施形態に係る核医学診断装置は、核医学検出器と、相対位置制御部と、データ収集部と、再構成処理部と、を備える。核医学検出器は、ガンマ線を検出する複数の検出素子を有する。相対位置制御部は、前記核医学検出器と被検体との第１の相対位置から、前記検出素子の素子サイズよりも小さい距離だけ前記第１の相対位置から離れた第２の相対位置への変更を制御する。データ収集部は、前記第１の相対位置において第１のデータを収集し、前記第２の相対位置で第２のデータを収集する。再構成処理部は、前記第１のデータと前記第２のデータとに基づいて、核医学画像を再構成する。

図１は、実施形態に係るＰＥＴ－ＣＴ装置１の構成の一例を示す図。 図２は、実施形態に係り、間欠移動スキャンにおける１つのシュートにおける第１の相対位置と第２の相対位置との一例を示す図。 図３は、実施形態に係り、間欠移動スキャンにおける１つのシュートにおいて、比較例と本実施形態とに関して収集される場合のデータの一例を示す図。 図４は、実施形態に係り、アップサンプリングに関する第１のデータと第２のデータとに関するデータの振り分けによる格納場所の一例を示す図。 図５は、実施形態の変形例に係り、実施形態に係り、アップサンプリングに関する第１のデータと第２のデータとに関するデータの振り分けによる格納場所の一例を示す図。 図６は、実施形態に係り、高精細画像生成処理の手順の一例を示すフローチャート。 図７は、実施形態における効果の一例を示す図。

以下、図面を参照しながら、核医学診断装置、核医学撮像方法、および核医学撮像プログラムについて詳細に説明する。以下の実施形態では、同一の参照符号を付した部分は同様の動作をおこなうものとして、重複する説明を適宜省略する。なお、本願に係る核医学診断装置、核医学撮像方法、および核医学撮像プログラムは、以下に示す実施形態に限定されるものではない。

本実施形態に係る核医学診断装置は、例えば、ＰＥＴ（Ｐｏｓｉｔｏｒｏｎ Ｅｍｉｓｓｉｏｎ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）撮像を行う撮像機構を有する。このような核医学診断装置としては、例えば、ＰＥＴ撮像機能のみを有するＰＥＴ装置、ＰＥＴ撮像機構とＸ線ＣＴ（Ｃｏｍｐｕｔｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）撮像機構とを有するＰＥＴ－ＣＴ装置、ＰＥＴ撮像機構とＭＲ（Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ）撮像機構とを有するＰＥＴ－ＭＲ装置等が挙げられる。また、本実施形態に係る核医学診断装置は、ＳＰＥＣＴ（Ｓｉｎｇｌｅ Ｐｈｏｔｏｎ Ｅｍｉｓｓｉｏｎ ＣＴ）撮像を行う撮像機構を有しても良い。このような核医学診断装置としては、例えば、ＳＰＥＣＴ撮像機構のみを有するＳＰＥＣＴ装置、ＳＰＥＣＴ撮像機構とＣＴ撮像機構とを有するＳＰＥＣＴ－ＣＴ装置、ＳＰＥＣＴ撮像機構とＭＲ撮像機構とを有するＳＰＥＣＴ－ＭＲ装置等が挙げられる。

本実施形態に係る核医学診断装置は、上記如何なる型の装置にも適用可能であるが、以下の説明を具体的に行うため、ＰＥＴ－ＣＴ装置であるものとする。

（実施形態）
図１は、実施形態に係るＰＥＴ－ＣＴ装置１の構成の一例を示す図である。図１に示すように、ＰＥＴ－ＣＴ装置１は、ＰＥＴガントリ１０、ＣＴガントリ３０、寝台５０及びコンソール７０を有する。典型的には、ＰＥＴガントリ１０、ＣＴガントリ３０及び寝台５０は、共通の検査室に設置される。コンソール７０は、検査室に隣接する制御室に設置される。ＰＥＴガントリ１０は、被検体ＰをＰＥＴ撮像（ＰＥＴスキャン）するための撮像装置である。ＣＴガントリ３０は、被検体ＰをＸ線ＣＴ撮像（ＣＴスキャン）するための撮像装置である。寝台５０は、撮像対象の被検体Ｐを載置する天板５３を移動自在に支持する。コンソール７０は、ＰＥＴガントリ１０、ＣＴガントリ３０及び寝台５０などを制御するコンピュータである。

図１に示すように、ＰＥＴガントリ１０は、例えば、検出器リング１１、信号処理回路１３及び同時計数回路１５を有する。なお、ＰＥＴガントリ１０とＣＴガントリ３０とは、同一の筐体に収められてもよい。

検出器リング１１は、中心軸Ｚ回りの円周上に配列された複数のガンマ線検出器１７を有する。検出器リング１１は、天板５３の長軸方向（Ｚ方向）に沿って、複数配列されてもよい。以下、説明の便宜上、検出器リング１１は、Ｚ方向に沿って、複数配列されているものとする。ガンマ線検出器１７は、核医学検出器に対応する。

検出器リング１１の開口部には、画像視野（ＦＯＶ：Ｆｉｅｌｄ Ｏｆ Ｖｉｅｗ）が設定される。画像視野に被検体Ｐの撮像部位が含まれるように、被検体Ｐが位置決めされる。被検体Ｐには陽電子放出核種により標識された薬剤が投与される。陽電子放出核種から放出された陽電子は周囲の電子と対消滅する。対消滅により、一対の対消滅ガンマ線が発生される。ガンマ線検出器１７は、被検体Ｐの体内から放出された対消滅ガンマ線を検出する。ガンマ線検出器１７は、検出された対消滅ガンマ線の光量に応じた電気信号を生成する。例えば、ガンマ線検出器１７は、複数のシンチレータと複数の光電子増倍管とを有する。シンチレータは、被検体Ｐ内の放射性同位元素に由来する対消滅ガンマ線を受けて、シンチレーション光を発生する。複数のシンチレータは、ガンマ線を検出する複数の検出素子に対応する。ガンマ線検出器１７は、複数の検出素子を有する。光電子増倍管は、シンチレーション光の光量に応じた電気信号を発生する。発生された電気信号は、信号処理回路１３に供給される。なお、ガンマ線検出器１７は、相互作用位置（Ｄｅｐｔｈ Ｏｆ Ｉｎｔｅｒａｃｔｉｏｎ：以下、ＤＯＩと呼ぶ）を弁別可能なＤＯＩ検出器により実現されてもよい。

信号処理回路１３は、ガンマ線検出器１７から出力された電気信号に基づいてシングルイベントデータを生成する。具体的には、信号処理回路１３は、当該電気信号に対して、例えば、検出時刻計測処理、位置計算処理、及びエネルギー計算処理を施す。信号処理回路１３は、検出時刻計測処理、位置計算処理、及びエネルギー計算処理を実行可能に構成された特定用途向け集積回路（Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ Ｓｐｅｃｉｆｉｃ Ｉｎｔｅｇｒａｔｅｄ Ｃｉｒｃｕｉｔ：ＡＳＩＣ）やフィールド・プログラマブル・ゲート・アレイ（Ｆｉｅｌｄ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｇａｔｅ Ａｒｒａｙ：ＦＰＧＡ）、他の複合プログラマブル論理デバイス（Ｃｏｍｐｌｅｘ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｌｏｇｉｃ Ｄｅｖｉｃｅ：ＣＰＬＤ）、単純プログラマブル論理デバイス（Ｓｉｍｐｌｅ Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｌｏｇｉｃ Ｄｅｖｉｃｅ：ＳＰＬＤ）により実現される。

検出時刻計測処理において信号処理回路１３は、ガンマ線検出器１７によるガンマ線の検出時刻を計測する。具体的には、信号処理回路１３は、ガンマ線検出器１７からの電気信号の波高値をモニタリングし、波高値が予め設定された閾値を超える時刻を検出時刻として計測する。換言すれば、信号処理回路１３は、波高値が閾値を超えたことを検知することにより、電気的に対消滅ガンマ線を検出する。位置計算処理において信号処理回路１３は、ガンマ線検出器１７からの電気信号に基づいて、対消滅ガンマ線の入射位置を計算する。対消滅ガンマ線の入射位置は、対消滅ガンマ線が入射したシンチレータの位置座標に対応する。エネルギー計算処理において信号処理回路１３は、ガンマ線検出器１７からの電気信号に基づいて、検出した対消滅ガンマ線のエネルギー値を計算する。

シングルイベントに関する検出時刻のデータと位置座標のデータとエネルギー値のデータとは関連付けられる。シングルイベントに関するエネルギー値のデータと位置座標のデータと検出時刻のデータとの組合せは、シングルイベントデータと呼ばれている。シングルイベントデータは、対消滅ガンマ線が検出される毎に次々に生成される。生成されたシングルイベントデータは、同時計数回路１５に供給される。

同時計数回路１５は、信号処理回路１３からのシングルイベントデータに対して、同時計数処理を施す。ハードウェア資源としては、同時計数回路１５は、同時計数処理を実行可能に構成されたＡＳＩＣやＦＰＧＡ、ＣＰＬＤ、ＳＰＬＤにより実現される。同時計数処理において同時計数回路１５は、繰り返し供給されるシングルイベントデータの中から、予め定められた時間枠内に収まる２つのシングルイベントに関するシングルイベントデータを繰り返し特定する。この対のシングルイベントは、同一の対消滅点から発生された対消滅ガンマ線に由来すると推定される。対のシングルイベントは、まとめて同時計数イベントと呼ばれる。この対消滅ガンマ線を検出した対のガンマ線検出器１７（より詳細にはシンチレータ）を結ぶ線は、ＬＯＲ（Ｌｉｎｅ Ｏｆ Ｒｅｓｐｏｎｓｅ）と呼ばれる。ＬＯＲを構成する対のイベントに関するイベントデータは、同時計数イベントデータと呼ばれる。同時計数イベントデータとシングルイベントデータとは、コンソール７０に伝送される。以下、同時計数イベントデータとシングルイベントデータとを特に区別しないときは、これらをまとめてＰＥＴイベントデータと呼ぶこととする。

なお、上記構成において信号処理回路１３と同時計数回路１５とは、ＰＥＴガントリ１０に含まれるとしたが、本実施形態はこれに限定されない。例えば、同時計数回路１５、又は信号処理回路１３と同時計数回路１５との双方が、ＰＥＴガントリ１０とは別体の装置に含まれても良い。また、同時計数回路１５は、ＰＥＴガントリ１０に搭載される複数の信号処理回路１３に対して一つ設けられても良いし、ＰＥＴガントリ１０に搭載される複数の信号処理回路１３を複数のグループに区分し、各グループに対して一つ設けられても良い。

図１に示すように、ＣＴガントリ３０は、Ｘ線管３１、Ｘ線検出器３２、回転フレーム３３、Ｘ線高電圧装置３４、ＣＴ制御装置３５、ウェッジ３６、コリメータ３７及びＤＡＳ３８を有する。

Ｘ線管３１は、Ｘ線を発生する。具体的には、Ｘ線管３１は、熱電子を発生する陰極と、陰極から飛翔する熱電子を受けてＸ線を発生する陽極とを保持する真空管を有する。Ｘ線管３１は、高圧ケーブルを介してＸ線高電圧装置３４に接続されている。陰極と陽極との間には、Ｘ線高電圧装置３４により管電圧が印加される。管電圧の印加により陰極から陽極に向けて熱電子が飛翔する。陰極から陽極に向けて熱電子が飛翔することにより、管電流が流れる。Ｘ線高電圧装置３４からの高電圧の印加及びフィラメント電流の供給により、陰極から陽極に向けて熱電子が飛翔し、熱電子が陽極に衝突する。これにより、Ｘ線が発生される。

Ｘ線検出器３２は、Ｘ線管３１から発生され被検体Ｐを通過したＸ線を検出する。Ｘ線検出器３２は、検出されたＸ線の線量に対応した電気信号を、ＤＡＳ３８へ出力する。Ｘ線検出器３２は、チャネル方向に複数のＸ線検出素子が配列されたＸ線検出素子列がスライス方向（列方向、ｒｏｗ方向ともいう）に複数配列された構造を有する。Ｘ線検出器３２は、例えば、グリッド、シンチレータアレイ及び光センサアレイを有する間接変換型の検出器である。シンチレータアレイは、複数のシンチレータを有する。シンチレータは、入射Ｘ線量に応じた光量の光を出力する。グリッドは、シンチレータアレイのＸ線入射面側に配置される。グリッドは、散乱Ｘ線を吸収するＸ線遮蔽板を有する。光センサアレイは、シンチレータから出力された光を、当該光の光量に応じた電気信号に変換する。光センサとしては、例えば、フォトダイオード又は光電子増倍管が用いられる。なお、Ｘ線検出器３２は、入射Ｘ線を電気信号に変換する半導体素子を有する直接変換型の検出器（半導体検出器）により実現されてもよい。

回転フレーム３３は、Ｘ線管３１とＸ線検出器３２とを回転軸Ｚ回りに回転可能に支持する円環状のフレームである。具体的には、回転フレーム３３は、Ｘ線管３１とＸ線検出器３２とを対向支持する。回転フレーム３３は、固定フレーム（図示せず）に回転軸Ｚ回りに回転可能に支持される。ＣＴ制御装置３５による制御のもとで回転フレーム３３が回転軸Ｚ回りに回転する。これにより、Ｘ線管３１とＸ線検出器３２とは、回転軸Ｚ回りに回転する。回転フレーム３３は、ＣＴ制御装置３５の駆動機構からの動力を受けて、回転軸Ｚ回りに一定の角速度で回転する。回転フレーム３３の開口部には、画像視野（ＦＯＶ）が設定される。

なお、本実施形態では、非チルト状態での回転フレーム３３の回転軸又は寝台５０の天板５３の長手方向をＺ軸方向（Ｚ方向）、Ｚ軸方向に直交し、床面に対し水平である軸方向をＸ軸方向（Ｘ方向）、Ｚ軸方向に直交し、床面に対し垂直である軸方向をＹ軸方向（Ｙ方向）と定義する。

Ｘ線高電圧装置３４は、変圧器（トランス）及び整流器等の電気回路を有する。また、Ｘ線高電圧装置３４は、Ｘ線管３１に印加する高電圧及びＸ線管３１に供給するフィラメント電流を発生する高電圧発生装置と、Ｘ線管３１が照射するＸ線に応じた出力電圧の制御を行うＸ線制御装置とを有する。高電圧発生装置は、変圧器方式であってもよいし、インバータ方式であっても構わない。Ｘ線高電圧装置３４は、ＣＴガントリ３０内の回転フレーム３３に設けられてもよいし、ＣＴガントリ３０内の固定フレーム（図示しない）に設けられても構わない。

ウェッジ３６は、被検体Ｐに照射されるＸ線の線量を調節する。具体的には、ウェッジ３６は、Ｘ線管３１から被検体Ｐへ照射されるＸ線の線量が予め定められた分布になるように、Ｘ線を減衰する。例えば、ウェッジ３６としては、ウェッジフィルタ（ｗｅｄｇｅ ｆｉｌｔｅｒ）やボウタイフィルタ（ｂｏｗ－ｔｉｅ ｆｉｌｔｅｒ）などのアルミニウム等の金属板が用いられる。

コリメータ３７は、ウェッジ３６を透過したＸ線の照射範囲を限定する。コリメータ３７は、Ｘ線を遮蔽する複数の鉛板をスライド可能に支持し、複数の鉛板により形成されるスリットの形態を調節する。

ＤＡＳ（Ｄａｔａ Ａｃｑｕｉｓｉｔｉｏｎ Ｓｙｓｔｅｍ：データ収集システム）３８は、Ｘ線検出器３２により検出されたＸ線の線量に応じた電気信号を、Ｘ線検出器３２から読み出す。ＤＡＳ３８は、読み出した電気信号を可変の増幅率で増幅する。次いで、ＤＡＳ３８は、増幅された電気信号をビュー期間に亘り積分することで、当該ビュー期間に亘るＸ線の線量に応じたデジタル値を有するＣＴ生データを収集する。ＤＡＳ３８は、例えば、ＣＴ生データを生成可能な回路素子を搭載したＡＳＩＣにより実現される。ＣＴ生データは、非接触データ伝送装置等を介してコンソール７０に伝送される。

ＣＴ制御装置３５は、コンソール７０の処理回路７３の撮像制御機能７３１により、Ｘ線ＣＴ撮像を実行するために、Ｘ線高電圧装置３４やＤＡＳ３８などを制御する。ＣＴ制御装置３５は、ＣＰＵ（Ｃｅｎｔｒａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ：中央処理装置）等を有する処理回路と、モータ及びアクチュエータ等の駆動機構とを有する。処理回路は、ハードウェア資源として、ＣＰＵやＭＰＵ（Ｍｉｃｒｏ－Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ：マイクロプロセッサ）等のプロセッサとＲＯＭ（Ｒｅａｄ Ｏｎｌｙ Ｍｅｍｏｒｙ）やＲＡＭ（Ｒａｎｄｏｍ Ａｃｃｅｓｓ Ｍｅｍｏｒｙ）等のメモリとを有する。また、ＣＴ制御装置３５は、ＡＳＩＣやＦＰＧＡ、ＣＰＬＤ、ＳＰＬＤなどにより実現されてもよい。

なお、ＣＴガントリ３０は、Ｘ線発生部とＸ線検出部とが一体として被検体Ｐの周囲を回転するＲｏｔａｔｅ／Ｒｏｔａｔｅ－Ｔｙｐｅ（第３世代ＣＴ）、リング状にアレイされた多数のＸ線検出素子が固定され、Ｘ線発生部のみが被検体Ｐの周囲を回転するＳｔａｔｉｏｎａｒｙ／Ｒｏｔａｔｅ－Ｔｙｐｅ（第４世代ＣＴ）等の様々なタイプがあり、いずれのタイプでも一実施形態へ適用可能である。

図１に示すように、寝台５０は、スキャン対象の被検体Ｐを載置し、載置された被検体Ｐを移動させる。寝台５０は、ＰＥＴガントリ１０とＣＴガントリ３０とで共有される。

寝台５０は、基台５１、支持フレーム５２、天板５３及び寝台駆動装置５４を備える。基台５１は、床面に設置される。基台５１は、支持フレーム５２を、床面に対して垂直方向（Ｙ軸方向）に移動可能に支持する筐体である。支持フレーム５２は、基台５１の上部に設けられるフレームである。支持フレーム５２は、天板５３を中心軸Ｚに沿ってスライド可能に支持する。天板５３は、被検体Ｐが載置される柔軟性を有する板である。

寝台駆動装置５４は、寝台５０の筐体内に収容される。寝台駆動装置５４は、被検体Ｐが載置された支持フレーム５２と天板５３とを移動させるための動力を発生するモータ又はアクチュエータである。寝台駆動装置５４は、コンソール７０等による制御に従い作動する。

ＰＥＴガントリ１０とＣＴガントリ３０とは、ＰＥＴガントリ１０の開口の中心軸ＺとＣＴガントリ３０の開口の中心軸Ｚとが略一致するように配置される。天板５３の長軸がＰＥＴガントリ１０及びＣＴガントリ３０の開口の中心軸Ｚに平行するように寝台５０が
配置される。ＣＴガントリ３０及びＰＥＴガントリ１０は、例えば、寝台５０に近い方からＣＴガントリ３０及びＰＥＴガントリ１０の順番に設置される。

図１に示すように、コンソール７０は、ＰＥＴデータメモリ７１、ＣＴデータメモリ７２、処理回路７３、ディスプレイ７４、メモリ７５及び入力インタフェース７６を有する。例えば、ＰＥＴデータメモリ７１、ＣＴデータメモリ７２、処理回路７３、ディスプレイ７４、メモリ７５及び入力インタフェース７６間のデータ通信は、バス（ｂｕｓ）を介して行われる。

ＰＥＴデータメモリ７１は、ＰＥＴガントリ１０から伝送されたシングルイベントデータ及び同時計数イベントデータを記憶する記憶装置である。ＰＥＴデータメモリ７１は、ＨＤＤ（Ｈａｒｄ ｄｉｓｋ Ｄｒｉｖｅ）やＳＳＤ（Ｓｏｌｉｄ Ｓｔａｔｅ Ｄｒｉｖｅ）、集積回路記憶装置等の記憶装置である。

ＣＴデータメモリ７２は、ＣＴガントリ３０から伝送されたＣＴ生データを記憶する記憶装置である。ＣＴデータメモリ７２は、ＨＤＤやＳＳＤ、集積回路記憶装置等の記憶装置である。

処理回路７３は、ハードウェア資源として、ＣＰＵ、ＭＰＵ、ＧＰＵ（Ｇｒａｐｈｉｃｓ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）等のプロセッサとＲＯＭやＲＡＭ等のメモリとを有する。処理回路７３は、当該メモリから読み出した各種プログラムの実行により、撮像制御機能７３１、相対位置制御機能７３３、データ収集機能７３５、再構成処理機能７３７、画像処理機能７３９、および表示制御機能７４１を実現する。すなわち、処理回路７３は、メモリからプログラムを読み出して実行することで各プログラムに対応する機能を実現するプロセッサに相当する。換言すると、各プログラムを読み出した状態の処理回路７３は、読み出したプログラムに対応する機能を有することとなる。なお、撮像制御機能７３１、相対位置制御機能７３３、データ収集機能７３５、再構成処理機能７３７、画像処理機能７３９、および表示制御機能７４１は、一の基板の処理回路７３により実装されても良いし、複数の基板の処理回路７３により分散して実装されても良い。撮像制御機能７３１、相対位置制御機能７３３、データ収集機能７３５、再構成処理機能７３７、画像処理機能７３９、および表示制御機能７４１を実現する処理回路７３は、撮像制御部、相対位置制御部、データ収集部、再構成処理部、画像処理部、および表示制御部にそれぞれ対応する。

撮像制御機能７３１において処理回路７３は、ＰＥＴ撮像を行うために、ＰＥＴガントリ１０と寝台５０とを同期的に制御する。本実施形態に係るＰＥＴ撮像は、天板５３を間欠的に移動させながら収集エリア毎にＰＥＴイベントデータを収集する間欠移動スキャン（ステップ＆シュート方式）であるとする。また、処理回路７３は、ＣＴ撮像を行うために、ＣＴガントリ３０と寝台５０とを同期的に制御する。ＰＥＴ撮像とＣＴ撮像とを連続して行う場合、撮像制御機能７３１は、ＰＥＴガントリ１０、ＣＴガントリ３０及び寝台５０を同期的に制御する。また、処理回路７３は、ＰＥＴガントリ１０による位置決めスキャン（以下、ＰＥＴ位置決めスキャンと呼ぶ）やＣＴガントリ３０による位置決めスキャン（以下、ＣＴ位置決めスキャンと呼ぶ）を実行可能である。ＰＥＴ位置決めスキャンのために処理回路７３は、ＰＥＴガントリ１０と寝台５０とを同期的に制御する。ＣＴ位置決めスキャンのために処理回路７３は、ＣＴガントリ３０と寝台５０とを同期的に制御する。

相対位置制御機能７３３において処理回路７３は、ガンマ線検出器１７（核医学検出器）と被検体Ｐとの第１の相対位置から、シンチレータ（検出素子）の素子サイズよりも小さい距離だけ第１の相対位置から離れた第２の相対位置への変更を制御する。第１の相対位置は、例えば、ガンマ線検出器１７の位置に対する被検体Ｐ（または天板５３）の位置の相対的な位置関係（第1の相対的な位置関係）に対応する。また、第２の相対位置は、例えば、シンチレータ（検出素子）の素子サイズよりも小さい距離だけ第１の相対位置から離れたガンマ線検出器１７の位置に対する被検体Ｐ（または天板５３）の位置の相対的な位置関係（第２の相対的な位置関係）に対応する。相対位置制御機能７３３による制御は、例えば、間欠移動スキャンにおける一つのシュート（スキャン実行位置）において実行される。すなわち、間欠移動スキャンにおいて複数のシュートが実行される場合、相対位置制御機能７３３は、間欠移動スキャンにおける複数のシュート各々において、第１の相対位置から第２の相対位置の変更を制御する。換言すれば、シュートが１回だけの場合、相対位置制御機能７３３は、当該１回のシュート中に、第１の相対位置から第２の相対位置の変更を制御する。

具体的には、相対位置制御機能７３３は、第１の相対位置から第２の相対位置への相対位置の変更（すなわち相対的な位置関係の変更）において、ガンマ線検出器１７と、被検体Ｐが載置された天板５３とのうち少なくとも一つの移動を制御する。例えば、相対位置制御機能７３３は、鉛直方向（Ｙ方向）と天板５３の長軸方向（Ｚ方向）と天板５３の短軸方向（Ｘ方向）とのうち少なくとも一つを含む方向（以下、移動方向と呼ぶ）に沿って、ガンマ線検出器１７と天板５３とのうち少なくとも一つの移動を制御する。例えば、相対位置制御機能７３３は、寝台駆動装置５４を制御することで、入力インタフェース７６を介してユーザにより設定された方向に沿って、第１の相対位置から第２の相対位置へ、天板５３を移動させる。これらにより、ガンマ線検出器１７に対する被検体Ｐ（または天板５３）の相対的な位置関係は、第１の相対的な位置関係から第２の相対的な位置関係に変更される。

また、相対位置制御機能７３３は、例えば、ＰＥＴガントリ１０に設けられたリング移動機構を制御することで、ユーザにより設定された方向に沿って、第１の相対位置から第２の相対位置へ、ガンマ線検出器１７を移動させる。リング移動機構は、相対位置制御機能７３３の制御の下で、検出器リング１１をＰＥＴガントリ１０内において移動させる機構である。リング移動機構の構成は、各種モータおよび各種ガイド等により実現可能であるため、説明は省略する。なお、ＰＥＴガントリ１０は、ＰＥＴガントリ１０自体を移動させるＰＥＴガントリ移動機構を有していてもよい。このとき、相対位置制御機能７３３は、例えば、ＰＥＴガントリ移動機構を制御することで、ユーザにより設定された方向に沿って、ＰＥＴガントリ１０を移動させる。これにより、ガンマ線検出器１７は、第１の相対位置から第２の相対位置へ移動されてもよい。

以上のように、第１の相対位置から第２の相対位置への位置状態の変更は、天板５３とガンマ線検出器１７とのうち少なくとも一つの移動により実現される。

図２は、間欠移動スキャンにおける１つのシュートにおける第１の相対位置ＲＰ１と第２の相対位置ＲＰ２との一例を示す図である。図２に示すように、間欠移動スキャンにおける１つのシュートにおいて、天板５３の移動ＴＰＭにより、第１の相対位置ＲＰ１から第２の相対位置ＲＰ２への変更が実施される。図２では、天板５３の移動距離は、ガンマ線検出器１７におけるシンチレータＳｃの幅（ガンマ線の入射面の長さ）の半分の長さＨとして示しているが、これに限定されずシンチレータＳｃの幅のより短ければ任意に設定可能である。

データ収集機能７３５において処理回路７３は、第１の相対位置において第１のデータを収集し、第２の相対位置で第２のデータを収集する。第１のデータおよび第２のデータは、例えば、第１の相対位置および第２の相対位置にそれぞれ対応する同時計数イベントデータである。なお、データ収集機能７３５は、第１の相対位置から第２の相対位置まで相対位置を連続的に変化させながら、第２のデータを収集してもよい。また、データ収集機能７３５は、第１の相対位置と第２の相対位置と第１のデータと第２のデータとに基づいて、第１のデータおよび第２のデータよりデータの密度を高くしたアップサンプリングデータを生成して、メモリ７５に保存する。データ収集機能７３５は、アップサンプリングしたデータを、例えば、メモリ７５に記憶させる。

図３は、間欠移動スキャンにおける１つのシュートにおいて、比較例ＣＥと本実施形態ＥＢとに関して収集される場合（以下、Ｓ＆Ｓ収集方式と呼ぶ）のデータの一例を示す図である。図３に示すＳ＆Ｓ収集方式において、第２の相対位置ＲＰ２におけるガンマ線検出器１７は、第１の相対位置ＲＰ１に対して、説明を簡便にするために、図２とは異なり、Ｚ方向に移動させている。図３に示すように、実施形態ＥＢにおける複数のシンチレータＳｃに入射するガンマ線による収集データＣＤの間隔ＥＩは、比較例ＣＥにおける間隔ＣＩより狭く、比較例ＣＥにおける間隔ＣＩの半分である。このため、本実施形態では、１つのシュートにおいて、得られるデータの密が倍となる。これらのことから、本実施形態では、従来の比較例に比べて、密にデータを取得することができる。

例えば、検出素子（シンチレータＳｃ）の大きさよりも小さい範囲で天板５３を移動させながらデータを収集する場合（以下、連続収集方式と呼ぶ）、データ収集機能７３５は、検出素子で定義される生データ（第１のデータおよび第２のデータ）のサイズよりも大きく、密に生データを、例えばメモリ７５における所定の格納場所に保存する。すなわち、連続収集方式の場合、データ収集機能７３５は、生データを格納する際に、シンチレータＳｃから定義される大きさよりも密に生データを保存する。この際、データ収集機能７３５は、第１の相対位置および第２の相対位置でのガンマ線の収集位置、すなわちシンチレータＳｃの位置に応じて、メモリ７５の格納場所に、生データ（第１のデータおよび第２のデータ）を割り当てる。

具体的には、データ収集機能７３５は、第１の相対位置と第２の相対位置（または第１の相対位置から第２の相対位置までの移動距離）と検出素子（シンチレータＳｃ）のＩＤなどに基づいて、第１のデータと第２のデータとの割当先の格納位置を決定する。データ収集機能７３５は、決定された割り当て位置に、第１のデータと第２のデータとを割り当てる。なお、データ収集機能７３５は、第１のデータと第２のデータとをさらに用いて、割当先の格納場所を決定してもよい。データ収集機能７３５は、格納場所へのデータの振り分けを、例えば、最近傍位置、演算、ニューラルネットワークなどの学習済みモデルなどを用いて実行する。当該演算は、例えば、重心演算などである。また、学習済みモデルの入出力は、例えば、当該演算の入出力に対応するものであって、演算処理を学習済みモデルで実現するものである。

図４および図５は、データ収集機能７３５によるアップサンプリングに関する第１のデータと第２のデータとに関するデータの振り分けによる格納場所ＤＳＰの一例を示す図である。図４は、複数のシンチレータ各々の最近傍の位置に対応する格納場所に、第１のデータおよび第２のデータを振り分ける一例を示している。最近傍位置に対応する格納場所の決定は、既知の最近傍近接などの手法が適宜利用可能であるため、説明は省略する。

図５は、演算または学習済みモデルにより決定された格納場所に、複数のシンチレータ各々に関する第１のデータおよび第２のデータを振り分ける一例を示している。データ収集機能７３５は、演算または学習済みモデルに対して、例えば、第１の相対位置と第２の相対位置（または第１の相対位置から第２の相対位置までの移動距離）と検出素子（シンチレータＳｃ）のＩＤなどを入力し、所定の計算により、第１のデータおよび第２のデータの格納場所を決定する。なお、演算または学習済みモデルには、第１のデータと第２のデータとがさらに入力されてもよい。

再構成処理機能７３７において処理回路７３は、同時計数イベントデータに基づいて、被検体Ｐに投与された陽電子放出核種の分布を示すＰＥＴ画像を再構成する。また、処理回路７３は、ＣＴ生データに基づいて、被検体Ｐに関するＣＴ値の空間分布を表現するＣＴ画像を再構成する。画像再構成アルゴリズムとしては、ＦＢＰ（Ｆｉｌｔｅｒｅｄ Ｂａｃｋ Ｐｒｏｊｅｃｔｉｏｎ）法や逐次近似再構成法等の既存の画像再構成アルゴリズムが用いられれば良い。また、処理回路７３は、ＰＥＴイベントデータに基づいてＰＥＴに関する位置決め画像を生成したり、ＣＴ生データに基づいてＣＴに関する位置決め画像を生成したりすることも可能である。

また、処理回路７３は、再構成処理機能７３７により、第１のデータと第２のデータとに基づいて、核医学画像（例えば、ＰＥＴ画像）を再構成する。具体的には、再構成処理機能７３７は、第１のデータと第２のデータとに基づくアップサンプリングデータを用いて、核医学画像を再構成する。核医学画像の再構成の手法は、ＦＢＰ、逐次近似再構成など、既知の手法が適宜利用可能であるため、説明は省略する。

画像処理機能７３９において処理回路７３は、再構成処理機能７３７により再構成されたＰＥＴ画像及びＣＴ画像に種々の画像処理を施す。例えば、処理回路７３は、ＰＥＴ画像及びＣＴ画像にボリュームレンダリングや、サーフェスボリュームレンダリング、画素値投影処理、ＭＰＲ（Ｍｕｌｔｉ－Ｐｌａｎｅｒ Ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ）処理、ＣＰＲ（Ｃｕｒｖｅｄ ＭＰＲ）処理等の３次元画像処理を施して表示画像を生成する。

表示制御機能７４１において処理回路７３は、種々の情報をディスプレイ７４に表示する。例えば、処理回路７３は、再構成処理機能７３７により再構成されたＰＥＴ画像とＣＴ画像とを表示する。また、処理回路７３は、ＰＥＴ撮像の実行に先立って、ＰＥＴ撮像における収集エリア、第１の相対位置および第２の相対位置での収集時間、収集方式（Ｓ＆Ｓまたは連続）の選択などの設定画面を表示する。

ディスプレイ７４は、処理回路７３の制御のもとで、種々の情報を表示する。ディスプレイ７４としては、例えば、ＣＲＴ（Ｃａｔｈｏｄｅ Ｒａｙ Ｔｕｂｅ）ディスプレイや液晶ディスプレイ（ＬＣＤ：Ｌｉｑｕｉｄ Ｃｒｙｓｔａｌ Ｄｉｓｐｌａｙ）、有機ＥＬディスプレイ（ＯＥＬＤ：Ｏｒｇａｎｉｃ Ｅｌｅｃｔｒｏ Ｌｕｍｉｎｅｓｃｅｎｃｅ Ｄｉｓｐｌａｙ）、ＬＥＤ（Ｌｉｇｈｔ Ｅｍｉｔｔｉｎｇ Ｄｉｏｄｅ）ディスプレイ、プラズマディスプレイ、又は当技術分野で知られている他の任意のディスプレイが適宜利用可能である。また、ディスプレイ７４は、デスクトップ型でもよいし、コンソール７０と無線通信可能なタブレット端末等で構成されてもよい。

メモリ７５は、種々の情報を記憶するＨＤＤやＳＳＤ、集積回路記憶装置等の記憶装置である。また、メモリ７５は、ＣＤ（Ｃｏｍｐａｃｔ Ｄｉｓｃ）－ＲＯＭドライブやＤＶＤ（Ｄｉｇｉｔａｌ Ｖｅｒｓａｔｉｌｅ Ｄｉｓｃ）ドライブ、フラッシュメモリ等の可搬性記憶媒体との間で種々の情報を読み書きする駆動装置等であっても良い。メモリ７５は、例えば、撮像制御機能７３１、相対位置制御機能７３３、データ収集機能７３５、再構成処理機能７３７、画像処理機能７３９、および表示制御機能７４１などの実行に関する各種データなどを記憶する。メモリ７５は、被検体Ｐに対するＰＥＴスキャンの実行で収集された第１のデータおよび第２のデータに基づくアップサンプリングデータを記憶する。メモリ７５は、撮像制御機能７３１、相対位置制御機能７３３、データ収集機能７３５、再構成処理機能７３７、画像処理機能７３９、および表示制御機能７４１の実行に関する各種プログラムを記憶する。また、メモリ７５は、後述の高精細画像生成処理において用いられる演算処理または学習済みモデルなどを記憶する。

入力インタフェース７６は、ユーザからの各種の入力操作を受け付け、受け付けた入力操作を電気信号に変換して処理回路７３に出力する。例えば、入力インタフェース７６としては、例えば、マウス、キーボード、トラックボール、スイッチ、ボタン、ジョイスティック、タッチパッド及びタッチパネルディスプレイ等が適宜、使用可能となっている。なお、本実施形態において、入力インタフェース７６は、マウス、キーボード、トラックボール、スイッチ、ボタン、ジョイスティック、タッチパッド及びタッチパネルディスプレイ等の物理的な操作部品を備えるものに限られない。例えば、装置とは別体に設けられた外部の入力機器から入力操作に対応する電気信号を受け取り、この電気信号を処理回路７３へ出力する電気信号の処理回路も入力インタフェース７６の例に含まれる。また、入力インタフェース７６は、コンソール７０と無線通信可能なタブレット端末等で構成されることにしても構わない。

以上、ＰＥＴ－ＣＴ装置１の全体構成について説明した。以下、第１の相対位置と第２の相対位置とにおいてデータ収集を実行して高精細なＰＥＴ画像（核医学画像）を生成する処理（以下、高精細画像生成処理と呼ぶ）について説明する。

図６は、高精細画像生成処理の手順の一例を示すフローチャートである。高精細画像生成処理における説明を具体的にするために、Ｓ＆Ｓ収集方式が被検体Ｐに対して実行されるものとする。高精細画像生成処理の実行に先立って、入力インタフェース７６を介したユーザの指示に従って、Ｓ＆Ｓ収集方式の選択と、間欠移動スキャンによる収集範囲と、第１の相対位置と、第２の相対位置（または第１の相対位置と第２の相対位置の間の距離）と、第１の相対位置および第２の相対位置での収集時間と、第１の相対位置から第２の相対位置に向かう移動方向などとが設定される。また、高精細画像生成処理において移動される対象は、天板５３であるものとする。加えて、移動方向は、説明を簡便にするために、Ｚ方向であるものとする。

なお、スライス面における高精細なＰＥＴ画像がユーザにより所望される場合、移動方向は、Ｘ方向とＹ方向との２方向もしくはＸＹ平面の対角線方向に設定される。また、ＰＥＴ画像がボリュームデータであって、当該ボリュームデータの全域での高精細画像がユーザにより所望される場合、移動方向は、例えば、Ｘ方向とＹ方向とＺ方向との３方向もしくはＸＹＺ空間における対角線方向に設定される。

（高精細画像生成処理）
（ステップＳ６０１）
処理回路７３は、撮像制御機能７３１または相対位置制御機能７３３により、天板５３を第１の相対位置に移動させる。データ収集機能７３５（または撮像制御機能７３１）は、第１の相対位置におけるＰＥＴスキャンにより、第１のデータを収集する。例えば、１つのシュート（１ベッド）当たり２分の収集時間でデータが収集される場合、前半の１分において、データ収集機能７３５（または撮像制御機能７３１）は、図２示すように、第１の相対位置で通常通りのＰＥＴスキャンを実行して、第１のデータを収集する。

（ステップＳ６０２）
処理回路７３は、データ収集機能７３５により、第１の相対位置と第２の相対位置（または移動方向に沿った距離）と検出素子（シンチレータＳｃ）のＩＤなどとに基づいて、収集された第１のデータを、複数の検出素子の位置に応じた格納位置に振り分けて、メモリ７５に保存する。なお、本ステップの処理は、ステップＳ６０５の後、もしくはステップＳ６０５において実行されてもよい。

（ステップＳ６０３）
処理回路７３は、相対位置制御機能７３３により、天板５３の位置を、第１の相対位置ＲＰ１から第２の相対位置ＲＰ２へ移動させるように、寝台駆動装置５４を制御する。これにより、天板５３は、図２に示すように、第１の相対位置ＲＰ１から第２の相対位置ＲＰ２へ移動する。例えば、シンチレータＳｃの幅（厚み）が４ｍｍの場合、本ステップでは、設定された移動方向であるＺ方向に沿って、天板５３が２ｍｍ移動される。

（ステップＳ６０４）
処理回路７３は、データ収集機能７３５（または撮像制御機能７３１）により、第２の相対位置におけるＰＥＴスキャンを実行し、第２のデータを収集する。例えば、１つのシュート（１ベッド）当たり２分収集される場合、後半の１分において、データ収集機能７３５（または撮像制御機能７３１）は、図２示すように、第２の相対位置で通常通りのＰＥＴスキャンを実行し、第２のデータを収集する。なお、ステップＳ６０１とステップＳ５０４とにおける収集時間は、１つのシュート（１ベッド）当たりの収集時間の半分として説明したが、これに限定されず、例えば、再構成されるＰＥＴ画像におけるＳ／Ｎ比と被検体Ｐに対するＰＥＴ検査における検査時間とのトレードオフに応じて、任意に設定可能である。

（ステップＳ６０５）
処理回路７３は、データ収集機能７３５により、第１の相対位置と第２の相対位置（または移動方向に沿った距離）と検出素子（シンチレータＳｃ）のＩＤなどとに基づいて、収集された第２のデータを、複数の検出素子の位置に応じた格納位置に振り分けて、メモリ７５に保存する。なお、本ステップの処理は、ステップＳ６０６の後に実行されてもよい。

（ステップＳ６０６）
間欠移動スキャン（Ｓ＆Ｓ収集方式）において、他のスキャン位置（他のシュート位置）があれば（ステップＳ６０６のＹｅｓ）、ステップＳ６０７の処理が実行される。間欠移動スキャン（Ｓ＆Ｓ収集方式）において、他のスキャン位置（他のシュート位置）がなければ（ステップＳ６０６のＮｏ）、ステップＳ６０８の処理が実行される。

（ステップＳ６０７）
処理回路７３は、撮像制御機能７３１または相対位置制御機能７３３により、天板５３を他のスキャン位置に移動させる。このとき、他のスキャン位置は、次のシュートにおける第１の相対位置に相当する。次いで、ステップＳ６０１乃至ステップＳ６０６の処理が繰り返される。

（ステップＳ６０８）
処理回路７３は、再構成処理機能７３７により、スキャン位置ごとの振り分けたデータ（アップサンプリングデータ）に基づいて、ＰＥＴ画像を再構成する。具体的には、再構成処理機能７３７は、複数のスキャン位置各々に対応するアップサンプリングデータを用いて再構成処理を実行し、ＰＥＴ画像を生成する。生成されたＰＥＴ画像は、メモリ７５に記憶される。画像処理機能７３９は、生成されたＰＥＴ画像に対して画像処理を実行し、複数のスライス面にそれぞれ対応する複数のＰＥＴスライス画像を生成する。このとき、画像処理機能７３９は、例えば、ＳＵＶ（ｓｔａｎｄａｒｄｉｚｅｄ ｕｐｔａｋｅ ｖａｌｕｅ）を画素値として有するように、複数のＰＥＴスライス画像を生成してもよい。表示制御機能７４１は、複数のＰＥＴスライス画像をディスプレイ７４に表示する。

以上に述べた実施形態に係る核医学診断装置１は、ガンマ線を検出する複数の検出素子Ｓｃを有する核医学検出器１７と被検体Ｐとの第１の相対位置ＲＰ１から、検出素子Ｓｃの素子サイズよりも小さい距離だけ第１の相対位置ＲＰ１から離れた第２の相対位置ＲＰ２への変更を制御し、第１の相対位置ＲＰ１において第１のデータを収集し、第２の相対位置ＲＰ２で第２のデータを収集し、第１のデータと第２のデータとに基づいて、核医学画像を再構成する。例えば、実施形態に係る核医学診断装置１は、第１の相対位置ＲＰ１から第２の相対位置ＲＰ２の変更において、核医学検出器１７と被検体Ｐが載置された天板５３とのうち少なくとも一つの移動を制御する。

具体的には、実施形態に係る核医学診断装置１は、鉛直方向と天板５３の長軸方向と天板５３の短軸方向とのうち少なくとも一つを含む方向に沿って、核医学検出器１７と天板５３とのうち少なくとも一つの移動を制御する。また、実施形態に係る核医学診断装置１は、第１の相対位置ＲＰ１と第２の相対位置ＲＰ２と第１のデータと第２のデータとに基づいて、第１のデータおよび第２のデータよりデータの密度を高くしたアップサンプリングデータを生成し、第１のデータと第２のデータとに基づくアップサンプリングデータを用いて、核医学画像を再構成する。以下、図７を用いて、本実施形態の効果について説明する。

図７は、本実施形態における効果の一例を示す図である。図７は、説明の便宜上、Ｚ方向に沿った１次元の画素列を示している。図７における最上段の画素列ＴＳＵＶは、例えば、真のＳＵＶに対応する複数の画素値を示している。図７における２段目の画素列１ｓｔＤは、第１のデータに基づく再構成により生成されたＳＵＶに対応する複数の画素値を示している。図７における３段目の画素列ＨＲＣは、図７における２段目の画素列１ｓｔＤに対する重心計算により生成された比較例としての画素列を示している。

図７における４段目の画素列２ｎｄＤは、第２のデータに基づく再構成により生成されたＳＵＶに対応する複数の画素値を示している。図７における５段目の画素列ＨＲＥは、図７における２段目の画素列１ｓｔＤと図７における４段目の画素列２ｎｄＤとに対する重心計算により生成された本実施形態におけるＳＵＶの画素列を示している。図７における５段目の画素列ＨＲＥは、高精細画像生成処理において生成された核医学画像におけるＳＵＶの画素列に対応する。

図７における最上段の画素列ＴＳＵＶを正解データとすると、本実施形態により生成された５段目の画素列ＨＲＥは、比較例としての３段目の画素列ＨＲＣより、正解データの画素列ＴＳＵＶにより近くなっている。このため、本実施形態によれば、シンチレータＳｃを細かくすることなく、アップサンプリング時のデータに利用することにより、アップサンプリングの精度を向上させることができる。

以上のことから、実施形態に係る核医学診断装置１によれば、簡便に、かつ低コストで、精度の良いアップサンプリングを実施することができ、精度良く細分化されたピクセルサイズの画像（高精細画像）を提供することができる。このため、本核医学診断装置１によれば、被検体Ｐに対する検査のスループットを向上させることができる。

本実施形態における技術的思想を核医学撮像方法で実現する場合、当該核医学撮像方法は、ガンマ線を検出する複数の検出素子Ｓｃを有する核医学検出器１７と被検体Ｐとの第１の相対位置ＲＰ１から、検出素子Ｓｃの素子サイズよりも小さい距離だけ第１の相対位置ＲＰ１から離れた第２の相対位置ＲＰ２への変更を制御し、第１の相対位置ＲＰ１において第１のデータを収集し、第２の相対位置ＲＰ２で第２のデータを収集し、第１のデータと第２のデータとに基づいて、核医学画像を再構成する。本核医学撮像方法における処理手順および効果は、実施形態と同様なため、説明は省略する。

本実施形態における技術的思想を核医学撮像プログラムで実現する場合、当該核医学撮像プログラムは、コンピュータに、ガンマ線を検出する複数の検出素子Ｓｃを有する核医学検出器１７と被検体Ｐとの第１の相対位置ＲＰ１から、検出素子Ｓｃの素子サイズよりも小さい距離だけ第１の相対位置ＲＰ１から離れた第２の相対位置ＲＰ２への変更を制御し、第１の相対位置ＲＰ１において第１のデータを収集し、第２の相対位置ＲＰ２で第２のデータを収集し、第１のデータと第２のデータとに基づいて、核医学画像を再構成することを実現させる。このとき、コンピュータに当該手法を実行させることのできるプログラムは、磁気ディスク（ハードディスクなど）、光ディスク（ＣＤ－ＲＯＭ、ＤＶＤなど）、半導体メモリなどの記憶媒体に格納して頒布することも可能である。核医学撮像プログラムにおける処理手順および効果は、実施形態と同様なため、説明は省略する。

以上説明した少なくとも一つの実施形態などによれば、検出素子を細分化することなく、簡便にかつ精度良く細分化されたピクセルサイズの高精度の核医学画像を生成することができる。

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同様に、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ものである。

１ 核医学診断装置（ＰＥＴ－ＣＴ装置）
１０ ＰＥＴガントリ
１１ 検出器リング
１３ 信号処理回路
１５ 同時計数回路
１７ ガンマ線検出器
３０ ＣＴガントリ
３１ Ｘ線管
３２ Ｘ線検出器
３３ 回転フレーム
３４ Ｘ線高電圧装置
３５ ＣＴ制御装置
３６ ウェッジ
３７ コリメータ
５０ 寝台
５１ 基台
５２ 支持フレーム
５３ 天板
５４ 寝台駆動装置
７０ コンソール
７１ ＰＥＴデータメモリ
７２ ＣＴデータメモリ
７３ 処理回路
７４ ディスプレイ
７５ メモリ
７６ 入力インタフェース
７３１ 撮像制御機能
７３３ 相対位置制御機能
７３５ データ収集機能
７３７ 再構成処理機能
７３９ 画像処理機能
７４１ 表示制御機能

Claims (6)

1. ガンマ線を検出する複数の検出素子を有する核医学検出器と、
   前記核医学検出器と被検体との第１の相対位置から、前記検出素子の素子サイズよりも小さい距離だけ前記第１の相対位置から離れた第２の相対位置への変更を制御する相対位置制御部と、
   前記第１の相対位置において第１のデータを収集し、前記第２の相対位置で第２のデータを収集するデータ収集部と、
   前記第１のデータと前記第２のデータとに基づいて、核医学画像を再構成する再構成処理部と、
   を備える核医学診断装置。
2. 前記相対位置制御部は、前記第１の相対位置から前記第２の相対位置の変更において、前記核医学検出器と、前記被検体が載置された天板とのうち少なくとも一つの移動を制御する、
   請求項１に記載の核医学診断装置。
3. 前記相対位置制御部は、鉛直方向と前記天板の長軸方向と前記天板の短軸方向とのうち少なくとも一つを含む方向に沿って、前記核医学検出器と前記天板とのうち少なくとも一つの移動を制御する、
   請求項２に記載の核医学診断装置。
4. 前記データ収集部は、前記第１の相対位置と前記第２の相対位置と前記第１のデータと前記第２のデータとに基づいて、前記第１のデータおよび前記第２のデータよりデータの密度を高くしたアップサンプリングデータを生成してメモリに保存し、
   前記再構成処理部は、前記第１のデータと前記第２のデータとに基づく前記アップサンプリングデータを用いて、前記核医学画像を再構成する、
   請求項１乃至３のいずれか一項に記載の核医学診断装置。
5. ガンマ線を検出する複数の検出素子を有する核医学検出器と被検体との第１の相対位置から、前記検出素子の素子サイズよりも小さい距離だけ前記第１の相対位置から離れた第２の相対位置への変更を制御し、
   前記第１の相対位置において第１のデータを収集し、前記第２の相対位置で第２のデータを収集し、
   前記第１のデータと前記第２のデータとに基づいて、核医学画像を再構成する、
   ことを備える核医学撮像方法。
6. コンピュータに、
   ガンマ線を検出する複数の検出素子を有する核医学検出器と被検体との第１の相対位置から、前記検出素子の素子サイズよりも小さい距離だけ前記第１の相対位置から離れた第２の相対位置への変更を制御し、
   前記第１の相対位置において第１のデータを収集し、前記第２の相対位置で第２のデータを収集し、
   前記第１のデータと前記第２のデータとに基づいて、核医学画像を再構成すること、
   を実現させる核医学撮像プログラム。
   

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