JP3928647B2 - 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

Description

本発明は、ピクセル型の計測体系を持ち入射放射線分布を画像化する放射線撮像装置およびそれを用いた核医学診断装置に関するものである。

放射線計測装置を医療分野に応用した装置として、ガンマカメラや、それを用いた単一光子放射型コンピュータ断層撮影（Single Photon Emission Computed Tomography：
ＳＰＥＣＴ）のような核医学診断装置が用いられている。これらの装置に使用されている放射線検出器（適宜「検出器」という）はシンチレータと光電子増倍管とを組み合わせたものがほとんどである。これらの装置には一般的には一枚の大きな結晶で、ガンマカメラ，ＳＰＥＣＴ装置ではＮａＩ（Ｔｌ）シンチレータが広く用いられている。

図１３は、シンチレータを用いたガンマカメラの構成を模式的に示す図である。比較的大きな単結晶からなる１枚板のシンチレータ２０１は、放射線が特定の物質に入射するとき、その放射線エネルギーが吸収されて蛍光を発する現象を利用した検出器であり、その微弱な光を複数の光電子増倍管２０３で増幅し、放射線を検出する。放射線の位置計測は、複数の光電子増倍管２０３の出力信号から重心演算により放射線反応位置を決定する。

ここで、γ線の発生位置を検出器の撮像面に投影するため、放射線の入射角を規制するコリメータ２０６がシンチレータ２０１の前面に配置される。コリメータ２０６は、現在そのほとんどが無数の六角形状の貫通穴の開いた鉛で構成される。貫通穴径は１mm〜３mm程度で、貫通穴の長さは４０mm〜６０mm程度、貫通穴の間の隔壁（セプタ）は０.２mm 〜３mm程度である。六角形状の貫通穴が採用されている理由としては、最も開口率が大きく取れ、製作もしやすく、かつ強度的にも強いためである。なお、図１３において、符号
２０２はライトガイド、符号２０４は計測回路、符号２０５は計測回路固定ボードである。

一方、近年、ＣｓＩ（Ｔｌ）を用いたピクセル型のシンチレータとフォトダイオードを用いたガンマカメラ（非特許文献１）や放射線を直接電気信号に変換することのできる半導体検出器（非特許文献２）など、小さな検出器単位、すなわちピクセル単位で位置信号を取得する個別ピクセル型の検出器が開発されてきている。前記した重心演算によって放射線反応位置を決定する検出器は、１つのγ線の計測を行うのに、シンチレータが発する光を広がりがあるものとして、複数の光電子増倍管を用いて捕捉するため、空間的に連続した計測、すなわち、アナログな計測を行っているといえる。一方、１つのγ線の計測は１つのピクセルで行うピクセル型の検出器は、空間的に離散化した計測、すなわち、空間的にデジタルな計測を行っているといえる。

核医学検査技術学 日本放射線技術学会 オーム社,pp.７９−８０ 核医学検査技術学 日本放射線技術学会 オーム社,pp.７６−７７

これらの装置では、一般に１つの計測単位、すなわちピクセルの放射線入射断面は矩形であり、これまでの六角形状の貫通穴をもったコリメータは適していない。一枚の結晶から成る従来のシンチレータでは問題にならなかったモアレという特有の問題を生ずるからである。モアレは、検出器ピッチと貫通穴のピッチの相違および異方性により、各ピクセルにセプタの周期的陰影変化が干渉して画像上に複数の周期的な感度ムラが生じるものである。

モアレに対する１つの解決策は、ピクセルサイズに対して半分以下の穴径をもったコリメータを用いることである。コリメータの貫通穴を小さくすることにより、次のような効果が得られる。コリメータが、検出器に対して水平方向にずれると、１つの検出器上にかかっていたセプタの一部が検出器の外側に出る。しかし、その反対側から、それまで検出器の外側にあったほぼ同じ面積のセプタが検出器上にかかってくる。結果として、コリメータがずれても、検出器上にかかっているセプタの面積に大きな変化はなく、検出器の感度に大きな変化は生じない。言い換えると、ピクセル間の感度差が小さく、感度が均一となっているため、前後左右，回転等のずれによって画像にほとんど変化を及ぼさないということである。この効果は、検出器と比べてコリメータの貫通穴が小さければ、小さいほど高い。

しかし、ピクセルサイズが１mm台となったとき、コリメータ穴径の最小製作限界により、この解決策は効果を失い、モアレは回避不能となる。

もう一つの解決策は、ピクセルサイズにマッチした矩形の穴のマッチドコリメータを用いることである。ピクセル型の検出器では、セプタ２８による感度損失が最小に抑えられることからマッチドコリメータが最適とされている。しかし、現在の鉛によるコリメータでは、マッチドコリメータの特長を生かすべくその製作精度を維持することは困難である。これは、鉛は比較的軟らかく、変形しやすい性質を持っていることによる。また、取り付け位置の微妙なずれなどにより、逆に大きな感度ムラを生ずることになってしまうおそれもある。製作精度を維持するために比較的硬いタングステンでコリメータを製作することも考えられるが、小型のガンマカメラ用コリメータならともかく、通常のガンマカメラやＳＰＥＣＴ等に用いるコリメータについては、コストの点で、現実的ではない。

さらに、撮像時にガンマカメラは、回転するなど複雑な動きをする。その際、コリメータが所定の位置からずれてしまう、といった問題があった。

また、ガンマカメラが長時間静止している状態でも、コリメータそのものの重量によって、次第にコリメータが所定の位置からずれてしまう、といった問題があった。

そして、位置ずれを起こすと、マッチドコリメータでもモアレを生じる。

本発明ではこのようなピクセル型の計測体系を持った放射線撮像装置および核医学診断装置において、前述の六角形状のコリメータやマッチドコリメータによって生ずる特有なモアレの問題を解決することを目的とする。

前記課題を解決するための手段として、本発明は、碁盤目状に配列された複数の矩形状の検出器と検出器信号を読み出す放射線計測回路を有し、複数の矩形状の貫通穴が碁盤目状に配列され、前記貫通穴と貫通穴はセプタで仕切られたコリメータで放射線の入射角を規制し、前記矩形の検出器単位で放射線の入射位置情報を画像化する放射線撮像装置であって、前記検出器の配列に対して、前記コリメータを平面視して所定の角度で回転して配置したことを特徴とする放射線撮像装置としたものである。

また、前記放射線撮像装置において、前記所定の角度が２０度から７０度、より好ましくは３０度から６０度であることを特徴としたものである。

また、前記放射線撮像装置を用いたことを特徴とする核医学診断装置としたものである。

また、本発明は、碁盤目状に配列された画像ピクセルに対応して入射した放射線の位置情報を取得するピクセル型の検出器と、前記検出器からの検出信号を読み出す放射線計測回路と、複数の矩形状の貫通穴が碁盤目状に配列され、前記貫通穴と貫通穴はセプタで仕切られたコリメータとを有する放射線撮像装置であって、前記検出器の碁盤目状の配列に対して、前記コリメータを平面視して所定の角度で回転して配置したことを特徴とする放射線撮像装置としたものである。

このような構成により、空間分解能を大きく損なうことなくモアレを低減、均一化することができる。

以下、本発明の「放射線撮像装置およびそれを用いた核医学診断装置」を実施するための最良の形態を、図面を参照して詳細に説明する。なお、以下の説明において、「検出器」と「検出器群」という用語を用いるが、検出器は矩形の１ピクセルを構成するものをいい、検出器群は検出器が碁盤目状に配列された集合体をいう。

図１に示すように、ＳＰＥＣＴ装置１は、ガントリ１０，カメラ（撮像装置）１１Ａ，１１Ｂ，データ処理装置１２，表示装置１３等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線をガントリ１０に支持されたカメラ１１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、コリメータ２６と半導体素子から構成された検出器２１を多数内蔵している。コリメータ２６は被検者１５の体内から放出されるγ線を選別し、一定方向のγ線のみを通過させる役割を有している。コリメータ２６を通過したγ線を検出器２１で検出する。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
(Application Specific Integrated Circuit：ＡＳＩＣ) 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。データ処理装置１２は、記憶装置及び断層像情報作成装置（図示せず）を有する。データ処理装置１２は、計測したγ線の波高値，検出時刻のデータ及び検出器（チャンネル）ＩＤを含むパケットデータを取り込み、平面像を生成、もしくはサイノグラムデータに変換して断層像情報を生成し、表示装置１３に表示する。

カメラ１１はガントリ１０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の周りを最近接軌道を描いて撮像していく。また、カメラ
１１はガントリ取り付け部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。このようにして、被検者１５の体内の腫瘍等に集積した放射性の薬剤を撮像し、腫瘍の位置を同定する。

〔検出器・コリメータ〕
以下、本実施形態の特徴部分の説明を行う。

カメラ１１に用いている検出器２１は、図２に示すように上面と下面が矩形の直方体となるようピクセルごとに区切られており、この検出器２１が碁盤目状に多数配置された検出器群２１Ａを構成している。したがって、図１３に示すような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。なお、検出器群２１Ａの構造は、ピクセルごとに区切られていなくても、図３のように電極がピクセルに区切られたものであってもよいし、図４のように検出器２１がダイシングによって区切られて検出器群２１Ｃを構成するものであってもよい。もちろんシンチレータを、このようにピクセル単位に区切って各検出器２１が構成されたものでもよい。ここで、本実施形態において碁盤目状とは、図２から図４に示されるよう、検出器群
２１Ａ，２１Ｂ，２１Ｃを構成する検出器２１の、縦の列と横の列とが直交する配列をいう。

本実施形態のコリメータ２６Ａは鉛製であり、図５のように矩形状の貫通穴２７Ａを有し、貫通穴２７Ａは碁盤目状に配置されている。各貫通穴２７Ａは、隔壁（セプタ）によって、仕切られている。また、図５を参照して明らかなように、コリメータ２６Ａの貫通穴２７Ａの配列は、検出器群２１Ａにおける検出器２１の配列に対して平面視して所定の回転角度（交差角）を持つように構成されている。この所定の回転角度は、一例として
４５度である。なお、碁盤目状とは検出器群２１Ａの場合と同様、貫通穴２７Ａの任意の列とその列に交差する列とが直交する配列をいう。

次に、検出器の配列に対してコリメータを平面視して所定の角度で回転して配置する本実施形態の作用・効果について比較例との比較によって説明する。

〔比較例１〕
図６は、比較例１として、貫通穴が六角形のハニカム状のコリメータを示す斜視図である。このコリメータ２６Ｃは、鉛製であり、セプタ２８Ｃにより六角形の貫通穴２７Ｃが区切られている。ＳＰＥＣＴ装置（ガンマカメラ）１ではこれまでコリメータ２６は図６のような六角形状の貫通穴のものが用いられていた（図１３参照）。しかし、近年になってピクセル単位でγ線を検出するピクセル型のシンチレータや半導体検出器の開発に伴って新たな問題が発生した。それは、検出器体系が空間的にデジタル化したことにより、コリメータ２６の隔壁（セプタ）２８の陰でできる感度ムラ、すなわち撮像画像に生じるモアレである。

なお、光電子増倍管を用いた従来技術ではモアレは問題にならなかった。これは、光電子増倍管２０３（図１３参照）に比べて、コリメータ２６の貫通穴２７がはるかに小さいため、前記したコリメータ穴径がピクセルサイズに比べて小さい場合のように、たとえコリメータ２６がずれても、光電子増倍管２０３の外側に出たセプタ２８の面積とほぼ同じ面積のセプタ２８が反対側から光電子増倍管２０３にかかってくるため、光電子増倍管
２０３の感度に大きな変化が生じないことによる。つまり、セプタ２８が光電子増倍管
２０３の感度差として及ぼす影響は非常に小さいということである。また、１つのγ線は複数の光電子増倍管２０３によって分散されて計測されることから、さらにセプタの影響は平均化されるため、モアレという現象は顕在化しなかった。しかし、コリメータ２６の貫通穴２７の径が、検出器２１のサイズと近いピクセル型の検出器においては、モアレの影響は大きく、また１ピクセルごとに検出カウントを積算するため、各検出器２１での感度差が画像に直接影響する。特に、後記するようにコリメータ２６のセプタ２８の陰は、場所により異なり、大きな感度差を生む原因となる。

説明を比較例１に戻す。図７は、比較例１として、図２に示す検出器に図６に示すコリメータを用いた場合のモアレを示す図である。この図７に示すように、図２の検出器２１（検出器群２１Ａ）に図６の六角形状の貫通穴２７Ｃを有したコリメータ２６Ｃを用いた場合、面線源から均一なγ線を照射したときに、モアレを生ずる。なお、以降の図において、モアレは、画像の濃淡によって表される。すなわち、色の濃い部分は、感度の低下が著しいピクセル（つまり個々の検出器２１）が集まっている箇所であり、逆に色の薄い部分は、本来の感度からの変化が小さいピクセルが集まっている箇所である。図７はある太さを持った直線（セプタの肉厚に相当する直線と各検出器間のギャップに相当する直線）の重なり具合でモアレを表現しているが、各ピクセルの濃淡（各ピクセルが検出したγ線の数）で画像を表した実際の画像でも同様の濃淡の偏りが見られる。ちなみに、モアレが常に一定位置に現れる場合は補正により正しい画像に近い画像を得ることは可能である。

しかし（図１参照）、このモアレパターンは撮像する患部の奥行きにも依存する。コリメータ２６の貫通穴２７は長さを持っているため、線源がコリメータ２６から近い位置にあるときは、狭い範囲から放射されたγ線のみが貫通穴２７を通過することができるが、逆に遠いときは、広い範囲から放射されたγ線が貫通穴２７を通過することができる。実際には検出器２１とコリメータ２６の間にはある程度の隙間があるので、広い範囲から入射したγ線は貫通穴２７直下の検出器２１だけでなく、隣接する検出器２１にも入射することになる。逆にいうとセプタ２８の陰影が直下の検出器２１だけでなく、隣接する検出器２１にも影響を及ぼすということであり、これにより患部の奥行きによって、個々の検出器感度が変化し、モアレパターンが変化する。また、コリメータ２６の交換などで微妙に位置が変化した場合や、カメラ１１が回転してコリメータ２６の位置が微妙に変化した場合、そのパターンは変化してしまう。これらの要因が複雑に絡んでくるため、画像処理段階において補正を行うことは、実際には非常に困難である。

〔比較例２〕
図８は、比較例２として、検出器の配列にマッチしたマッチドコリメータを示す図である。モアレの回避のためには、図８のように各検出器２１の位置とコリメータの貫通穴
２７Ｂの位置とがマッチングしたマッチドコリメータ２６Ｂが望ましいとされている。前記のとおり本実施形態の検出器２１は、上面が矩形の直方体であり、検出器群２１Ａは、このような検出器２１が碁盤目状に配列されている。マッチドコリメータ２６Ｂは、矩形の貫通穴２７Ｂを有し、各貫通穴２７Ｂはセプタ２８Ｂによって仕切られている。そして、各貫通穴２７Ｂは検出器群２１Ａにおける各検出器２１の配列に対応して碁盤目状に配置され、貫通穴２７Ｂの配列方向は、各検出器２１の配列方向と平面視して一致している（回転角度＝０度）。各貫通穴２７Ｂの大きさは、検出器２１の上面の大きさとほぼ一致している。しかしながら、ピクセルサイズが小さくなるにつれ、検出器２１とマッチドコリメータ２６Ｂの貫通穴２７Ｂの位置合わせの精度を維持することは困難となり、マッチドコリメータ２６Ｂの製作精度も問題となってくる。

しかも、マッチドコリメータ２６Ｂでは、位置がずれた場合、逆に大きな感度差を生じてしまう。図９は、マッチドコリメータのずれによるモアレを示す図である。図９の上図はマッチドコリメータ２６Ｂが検出器群２１Ａに対して平行にずれた場合、下図は、上図のずれに加えて回転によるずれが加わった場合である。平行にずれた場合は、マッチドコリメータ２６Ｂのセプタ２８Ｂが検出器群２１Ａを構成する各検出器に一様にかかるため、完全にマッチした場合の感度１００％に対して全体的に大きく感度が低下している。さらに、回転が加わった場合は大きなモアレが発生している。特に５０cm四方，重量１００kg近くもなる鉛のコリメータ２６をもつＳＰＥＣＴ装置１では（図１参照）、カメラ１１の回転とともにコリメータ２６自身のたわみや固定ずれなどにより、いかなる状態においてもその位置を保つということは極めて困難といえる。コリメータ２６の材質を鉛ではなく、タングステンにすることでこれらの問題は解決することもできるが、タングステンでは製作コストが高く、小さなカメラ以外では現実的とはいえない。このように検出器２１のピクセル化とともにモアレの問題は避けられない課題であった。

〔実施形態例〕
現実的なコリメータ２６とは、製作コストが安く、かつ、多少製作精度や取り付け精度がゆるくても各ピクセルでの感度変化が少なく、常に同じ画像が得られるコリメータ２６である。あるいは検出器２１を含めた撮像体系がこのような条件を満たすものであってもよい。

そこで、本実施形態例では、コリメータに矩形の貫通穴を用い、貫通穴の配列を、検出器群の検出器の配列に対して平面視して所定の回転角度で回転（交差）させることとした。

図１０（実施形態例１）及び図１１（実施形態例２）は、回転角度が異なる場合のモアレの状況を検出器とコリメータとを平面視することで示す図であり、（Ａ）は回転角度が０度、（Ｂ）は回転角度が１５度、（Ｃ）は回転角度が３０度、（Ｄ）は回転角度が４５度である。なお、コリメータの貫通穴のピッチと検出器のピッチの比は、マッチドコリメータが１.０であるのに対し、図１１が１.１であり、図１２が１.８である。

実施形態例１を示す図１０及び実施形態例２を示す図１１において、いずれも３０度以上コリメータを回転させたときは、モアレはほとんど見られない。このモアレ低減効果はコリメータ２６Ａの位置が多少回転して変化しても平行移動して変化しても同様に得られる。このようにコリメータ２６Ａの貫通穴２７Ａを矩形状とし、穴の配列方向をピクセルの配列方向とを回転させてずらすことでモアレの発生を防ぐことができる。この回転角度は、好ましくは２０から７０度であり、より好ましくは３０から６０度である。

ここで、図１２から（適宜図１０，図１１参照）、回転角度３０度は、本実施形態中のすべてのコリメータピッチにおいて、モアレ周期／検出器ピッチが２.０以下となる角度である。すなわち、回転角度３０度以上では本実施形態中のすべてのコリメータピッチにおいて、モアレが消失する。回転角度６０度についても、回転角度４５度で対称となっていることから、回転角度６０度以下では本実施形態中のすべてのコリメータピッチにおいて、モアレが消失することとなる。モアレ周期／検出器ピッチが２.０ 以下になると、モアレが消失する理由については後に詳述する。

また、回転角度２０度以上では、モアレの低減効果が期待できる範囲であり、特に、コリメータピッチ１.５mm，１.８mmにおいて、良好な効果を得ることができる。回転角度
２０度未満ではモアレの影響が大幅に増加する。モアレの効果と回転角度の関係は、後記するように回転角度４５度で対称となっている。よって、回転角度７０度以下では、モアレの低減効果が期待できる範囲であり、特に、コリメータピッチ１.５mm，１.８mmにおいて、良好な効果を得ることができる。回転角度が７０度より大きいときはモアレの影響が大幅に増加する。

図１２に記載していないコリメータピッチでも、コリメータピッチを適宜選定することによって、回転角度２０度で十分にモアレを消失させることは可能である。

図１２に検出器ピッチとコリメータ穴ピッチの比をパラメータにして、コリメータ２６の回転角度θに対するモアレ周期Ｔ_Mの、検出器ピッチに対する実測比率を示す。ここで、モアレ周期Ｔ_Mとは、モアレの最も濃いところから、隣の最も濃いところまでの距離
（または、最も薄いところから、隣の最も薄いところまでの距離）である。４５度以上の回転角度におけるモアレは、（９０−θ）と同様になるため図１２には４５度までしか示していない。また、検出器ピッチの２倍以上のコリメータピッチでは、セプタ２８の陰が被らないピクセルが多数存在し、セプタ２８の陰影がそのままピクセルに投影され、モアレは目立たない。検出器ピッチとコリメータピッチが近い場合にのみ、モアレの問題が顕著になる。そのため、図１２にはコリメータピッチが検出器ピッチの２倍までしか記載していない。モアレは、図１０及び図１１に示したように、そのモアレ周期Ｔ_M （図１０
（Ｂ）参照）が検出器ピッチの２倍以下、すなわちおよそ３０度以上の回転角度でほぼ見えなくなる。回転角度が３５度以上では、モアレ周期Ｔ_M が測定できなかったため記載していない。正確にはモアレ周期をＴ_M とし、モアレが検出器２１との間に成す角であるモアレ角（実際の回転角度θとは、若干違う）をφとすると、Ｔ_Msinφ，Ｔ_Mcosφの両者
がいずれも検出器ピッチｐ_D の２倍以下になっているとき、ほぼモアレが消滅する。これは、デジタル画像における最小周期は２ピクセル（すなわち、白と黒が隣り合ったとき）であり、ピクセル配列へ投影したモアレ周期Ｔ_Mが２ピクセル、すなわち検出器ピッチｐ_Dの２倍以下になっているとき、モアレは認識不能となるためである。

ただし、モアレが現れないことと各検出器感度が均一になることとは別である。コリメータピッチが比較的大きいときは図１１のようにコリメータ２６Ａ′の貫通穴内にピクセルの全面積が入ってしまい、感度が最大となるピクセルが存在する。一方で１ピクセルの検出器２１の上にセプタ２８Ａの交差する点が重なり感度は最低になる場合がある。しかし、このような場合、大きな周期性のある感度差はなく、局所的な感度差が現れるのみである。実際の撮像では多くても１ピクセルあたり数１００カウントしかないため、１ピクセル単位での局所的な感度差は統計誤差に紛れてしまうため、結果として大きな問題にはならない。

このように、ピクセル型の検出器と矩形状の穴のコリメータを、配列方向をずらして配置することで、モアレを回避し、コリメータの位置精度や製作精度に依存しないコリメータを得ることができる。すなわち、安価な鉛で製作することができ、製作コストを従来どおりに抑えることができる。また、コリメータの穴径，深さは従来どおり様々なタイプを選択可能であり、非常に汎用性に富む。

モアレ対策としての一つの解決策として、ピクセルサイズにマッチした矩形の穴のマッチドコリメータを用いることができ、その課題について前述したが、さらに詳述する。ピクセル型の検出器では、セプタ２８による感度損失が最小に抑えられることから穴位置がピクセル位置に一致した（言い換えると、セプタ２８の位置が各検出器ピクセルの間隙位置に一致した）マッチドコリメータが最適とされている。しかし、現在の鉛によるコリメータでは、マッチドコリメータの特長を生かすべくその製作精度を維持することは困難である。これは、鉛は比較的軟らかく、変形しやすい性質を持っていることによる。例えば、厚さ０.２mmのセプタ２８を１.４mmピッチで並べて４０mm以上もの深さの貫通穴２７を製作し、これらのセプタや貫通穴を４００mm×５００mmにもなる大きなコリメータ２６全面にわたって０.０５〜０.１mm以内の精度で維持するのは極めて困難である。また、取り付け位置の微妙なずれなどにより、逆に大きな感度ムラを生ずることになってしまうおそれもある。製作精度を維持するために硬いタングステンや比較的硬いタングステン合金でコリメータを製作することも考えられるが、タングステンは高価な金属であり、その加工費は非常に高額である。小型のガンマカメラ用コリメータならともかく、通常のガンマカメラやＳＰＥＣＴ等に用いるコリメータについては、コストの点で、現実的ではない。

さらに、撮像時にガンマカメラは、回転するなど複雑な動きをする。その際、コリメータが所定の位置からずれてしまう、といった問題があった。また、ガンマカメラが長時間静止している状態でも、コリメータそのものの重量によって、次第にコリメータが所定の位置からずれてしまう、といった問題があった。そして、位置ずれを起こすと、マッチドコリメータでもモアレを生じてしまう。この課題は、上述した実施例により解決することができる。

図１２は検出器ピッチ１mmに対し、コリメータ穴ピッチをパラメータにして、コリメータ２６の回転角度θに対するモアレ周期Ｔ_Mの、検出器ピッチに対する実測比率を示したものであることは前述した。異なる表現で説明すると、この関係には幾何学的相似則が成り立ち、パラメータをｐ_C／ｐ_D（検出器ピッチｐ_Dに対するコリメータ穴ピッチｐ_C）として検出器ピッチｐ_D で無次元化した場合にも図１４のように図１２と同様のグラフの関係が得られる。モアレ周期Ｔ_M とは、モアレの最も濃いところから、隣の最も濃いところまでの距離（または、最も薄いところから、隣の最も薄いところまでの距離）である。４５度以上の回転角度におけるモアレは、（９０−θ）の回転角度と同様になるため図１２，図１４には４５度までしか示していない。つまり４５度を起点にして回転角度が対称になっており４５°±（４５°−θ）で同様のモアレが生じるということである。また、検出器ピッチの２倍以上のコリメータピッチでは、セプタ２８の陰が被らないピクセルが多数存在し、セプタ２８の陰影がそのままピクセルに投影されるため、モアレ自体は目立たず、検出器ピッチとコリメータピッチが近い場合にのみ、モアレの問題が顕著になることから、図１２，図１４にはコリメータピッチが検出器ピッチの２倍までしか記載していない。ここで、図１２，図１４から（適宜図１０，図１１参照）、回転角度３０度は、本実施形態中のすべてのコリメータピッチにおいて、モアレ周期Ｔ_M ／検出器ピッチｐ_Dが２.０以下となる角度である。すなわち、後述する理由により回転角度３０度以上では本実施形態中のすべてのコリメータピッチにおいて、長周期の感度ムラであるモアレが消失する。モアレの効果と回転角度の関係は、回転角度４５度で対称となっていることから、回転角度３０度（４５°−１５°）以上６０度（４５°＋１５°）以下では本実施形態中のすべてのコリメータピッチにおいて、モアレが消失することとなる。

また、回転角度２０度以上では、モアレの低減効果が期待できる範囲であり、特に、検出器ピッチが１mmであれば、コリメータピッチ１.５mm，１.８mm（検出器ピッチとの比が１.５，１.８）において、良好なモアレ低減効果を得ることができる。検出器ピッチが
１.４mmであれば、コリメータピッチが２.１mm，２.５２mmの場合に、検出器ピッチが1.6mmではコリメータピッチが２.４mm，２.８８mmの場合に、検出器ピッチが２.０mmではコリメータピッチが３.０mm，３.６mmの場合に良好なモアレ低減効果が得られる。回転角度２０度未満ではモアレの影響が大幅に増加する。モアレの効果と回転角度の関係は、回転角度４５度で対称となっているため、回転角度７０度以下では回転角度２０度以上の場合と同様のことが成り立ち、結果として回転角度が２０度（４５°−２５°）以上７０度
（４５°＋２５°）以下では、上述のことが言える。

特に回転角を４５度とした場合、コリメータピッチｐ_Cが検出器ピッチｐ_Dの√２倍、すなわち検出器ピッチが１.４mmのときはコリメータピッチが１.９８mm、検出器ピッチが
１.６mmのときはコリメータピッチが２.２６mm 、検出器ピッチが２.０mmのときはコリメータピッチが２.８３mm の場合、ちょうど２ピクセル周期で感度差が発生し、この周期位置をわずかに検出器中心位置からずらすことで、ほぼモアレを消すことができ、モアレの影響を極めて効果的に低減することが可能である。また、２ピクセル周期の場合でも、３×３の平滑化フィルターを用いることで周期的な感度差をなくすことができる。

図１２，図１４に記載していないコリメータピッチでも、コリメータピッチを適宜選定することによって、回転角度２０度もしくは７０度でも十分にモアレを低減させることは可能である。

モアレ周期Ｔ_M／検出器ピッチｐ_Dが２.０ 以下になると、モアレが消失する理由について、図１２の説明で上述したが、さらに詳細に述べる。モアレは、図１０及び図１１に示したように、図１２，図１４においてそのモアレ周期Ｔ_M （図１０（Ｂ）参照）が検出器ピッチｐ_D の２倍以下になるとき、すなわちおよそ３０度以上の回転角度でほぼ見えなくなっている（図１０（ｃ）（ｄ），図１１（ｃ）（ｄ））。図１２，図１４には回転角度が３５度以上では、モアレ周期Ｔ_M が測定できなかったため記載していない。モアレの消滅条件は、正確にはモアレ周期をＴ_M とし、モアレが検出器２１との間に成す角であるモアレ角（実際の回転角度θとは異なる）をφとすると、斜めに出ているモアレを縦，横の配列に投影したモアレ周期Ｔ_Msinφ，Ｔ_Mcosφの両者がいずれも検出器ピッチｐ_D の２倍以下になっているときである。

（Ｔ_M／ｐ_D）sinφ≦２、（Ｔ_M／ｐ_D）cosφ≦２ …（式１）
これは、デジタル画像における最小周期は２ピクセル（すなわち、異なる濃度のピクセル、例えば白と黒が隣り合ったとき）であるため、縦あるいは横のピクセル配列へ投影したモアレ周期が２ピクセル以下、すなわち検出器ピッチｐ_Dの２倍以下になっているとき、周期性を持った濃度変化であるモアレは画像ピクセル上で認識不能となるためである。例えば画面上でモアレが斜めに白，黒，白，黒と交互に並んでいた場合、縦方向あるいは横方向の並びで見るとやはり白，黒，白，黒という交互の並びとなる。このような濃淡を表すための最小単位の周期は２ピクセル周期であり、これ以下の周期となった場合、その周期を画面上で表現できない（計測できない）ということである。sinφ，cosφは１以下の数値であるから、Ｔ_M／ｐ_Dが２以下であれば必然的にモアレは認識不能となる。これが先ほど図１２，図１４で述べた回転角が３０度以上６０度以下という場合に相当する。図１２，図１４にＴ_M／ｐ_Dが２以下の場合まで測定値があるのは、図１０や図１１のようなアナログ的な重ねあわせから目視によって測定したためである。実際のピクセル単位でのデジタル画像では認識されない。

また、Ｔ_M／ｐ_Dが２以下でなくてもモアレ角φの値によっては式１を満たす条件が存在する。Ｔ_M／ｐ_Dの最大条件はφ＝４５°、すなわちＴ_M／ｐ_D＝２.８３ までモアレを認識不能とさせうる可能性がある。これがもう一つの臨界点であり、図１２，図１４において、２０度付近がこの臨界点にあたる。臨界点付近ではコリメータと検出器ピッチの組み合わせ次第では式１を満たすことができる。

ただし、モアレを抑制することで感度を完全に均一化することができるわけではない。コリメータピッチが比較的大きいときは図１１のようにコリメータ２６Ａ′の貫通穴内に１ピクセルの全面積が入ってしまい、感度が最大となるピクセルが局所的に存在する。一方で１ピクセルの検出器２１の上にセプタ２８Ａの交差する点が重なり感度は最低になる場合がある。しかし、このような場合、大きな周期性のある感度差ではなく、局所的な感度差が現れるのみである。実際の撮像では多くても１ピクセルあたり数１００カウントしかないため、１ピクセル単位での局所的な感度差は統計誤差に紛れてしまい、結果として大きな問題にはならない。さらに、後処理として３×３の平滑化フィルターを付加することでより均一な画像を得ることができる。

また、モアレの問題に対する別の簡易的な解決方法として、ピクセルサイズに対して半分以下の穴径をもったコリメータを用いることと、ピクセルサイズにマッチした矩形の穴のマッチドコリメータを用いることによる先の２つのハード的な解決方法の他に、測定後の後処理、つまりソフトウエア処理によってモアレを低減させる方法も考えられる。平滑化フィルターなどのぼかしフィルターによってモアレを目立ちにくくする方法である。しかし、モアレは長周期の感度ムラであり、これを目立たなくするには５×５マトリクスの平滑化フィルターのように大きなスムージングをかけるフィルターでなければならない。しかし、大きなマトリクス単位の平滑化フィルターは大きく空間分解能を劣化させてしまう。そのため、実用上用いられるフィルターは、せいぜいフィルターの最小単位である３×３マトリクスを用いた重み付き平滑化フィルターである。後述の比較例（図１５）で述べるように、この程度のフィルターでは最終的な画像に対しモアレの影響は残ってしまう。

実際に取得されうる画像の例として、図１５に従来の六角穴コリメータを用いた場合、図１６に本発明の４５度回転矩形穴コリメータを用いた場合のシミュレーション結果を、実際表示されるデジタル画像で表した例を示す。図１５は、検出器ピッチ１.４mmに対し、対辺間距離１.８mm，セプタ厚０.１８mm，長さ３９.５mm の六角穴コリメータを使用し、検出器とコリメータの距離を６.８mmとして、コリメータから１００mmの位置にφ４０
mmのＣｏ−５７の面線源を置いたとして計算したものである。図１６は、図１５と同様検出器ピッチ１.４mmに対し、対辺間距離１.８mm，セプタ厚０.１８mm，長さ４０.０mmの矩形穴コリメータを使用し、検出器とコリメータの距離を４.０mm として、コリメータから１００mmの位置にφ６０mmのＣｏ−５７の面線源を置いたとして計算したものである。図１５（ａ）では大きな周期性構造を持った感度ムラ、すなわちモアレが目立ち、図１５
（ｂ）のように通常用いられる３×３の重み付き平滑化フィルターを用いてもモアレは消すことができない。図１６（ａ）ではわずかな感度ムラは残るものの図１５のモアレに比べ大きな周期の感度ムラは大幅に低減している。この状態でも使用することは十分可能であるが、この場合、図１６（ｂ）に示したように３×３重み付き平滑化フィルター等の使用により、ほぼ感度ムラを認識できない状態までもっていくことが可能である。

４×４の平滑化フィルターや５×５の平滑化フィルターなど大きなフィルターを持ってくることで本発明を用いなくてもモアレは軽減することは可能であるが、このような大きな平滑化フィルターは空間分解能を低下させてしまうため、通常は用いることはできない。

すなわち、モアレとして認識される大きな周期の感度ムラを３×３の平滑化フィルターで十分認識できなくなる範囲まで短周期化することで、結果として空間分解能を大きく損なうことなくモアレを低減、均一化することを可能とすることが本発明の効果である。もちろん、フィルターを用いなくても実用上問題なく使用することができる。

このように、ピクセル型の検出器と矩形状の穴のコリメータを、配列方向をずらして配置することで、マッチドコリメータのように高い位置精度や製作精度を要求せずに、ピクセル型検出器固有のモアレの問題を回避することが可能なコリメータを得ることができる。すなわち、安価な鉛で製作することができ、製作コストを従来どおりに抑えることができる。また、コリメータの穴径，深さは従来どおり様々なタイプを選択可能であり、非常に汎用性に富む。

上述した実施例では、検出器とコリメータについて図２から図４で説明したが、図１７は、ピクセル型の検出器の別の例を示す。図１７のように、半導体検出器の表裏両面に互いに直交するライン状の電極を設け、各ライン状電極の交点をピクセルと捉えるクロスストリップ型の検出器であってもよい。ここで、本実施形態において碁盤目状とは、図１７に示されるよう、検出器２１の、縦の列と横の列とが直交する配列をいう。図１７の実施例を考慮すると、検出器は、矩形の複数ピクセルを構成するものを含む。

上述の様に、碁盤目状に配列された各画像ピクセルに対して、ピクセル位置およびその面積に対応する検出器面に入射した放射線の位置情報を検出信号として読み出す少なくとも１つ以上の検出器と入射放射線情報を読み出す放射線計測回路を有し、複数の矩形状の貫通穴が碁盤目状に配列され、前記貫通穴と貫通穴はセプタで仕切られたコリメータと、前記検出器の放射線の入射位置情報を得て画像化する放射線撮像装置であって、画像ピクセルに対応する前記検出器の区画配列に対して、前記コリメータを平面視して所定の角度で回転して配置した放射線撮像装置により、マッチドコリメータのように高い位置精度や製作精度を要求せずに、ピクセル型検出器固有のモアレの問題を回避することが可能となる。

これまで、半導体検出器を用いた核医学診断装置開発では、モアレのために１mm台の小さなピクセルで実用的な画像を得ることは困難であった。本発明は現実的なコリメータの製作を考慮してこのモアレの問題を回避し、半導体やピクセル型のシンチレータを用いた実用的な放射線撮像装置および核医学診断装置の実現を可能とする。

本発明の実施例に用いたＳＰＥＣＴ装置（ガンマカメラ）を示した図である。 本実施例に用いたピクセル型の検出器を示した図である。 ピクセル型の検出器の別の例を示した図である。 ピクセル型の検出器の別の例の（Ａ）上面（Ｂ）下面を示した図である。 本実施例に用いたコリメータ、および検出器を示した図である。 比較例１として、コリメータの比較例（六角穴）を示した図である。 比較例１として、六角コリメータとピクセル検出器の組み合わせを平面視した際に生じるモアレを模式的に示した図である。 比較例２として、マッチドコリメータの例を示した図である。 比較例２として、マッチドコリメータとピクセル検出器の組み合わせを平面視した際に生じるモアレを模式的に示し、上図は、コリメータを検出器に対して平行にずらした場合を示し、下図は、上図のずれに加えて検出器に対して平面視してわずかに回転させた場合を示した図である。 実施形態例１として、所定の角度で回転させたコリメータとピクセル検出器の組み合わせを平面した際に生じるモアレを模式的に示した図であり、検出器ピッチ１mm，コリメータ穴ピッチ１.１mm の場合、その回転角度は、（Ａ）は、０度であり、（Ｂ）は、１５度であり、（Ｃ）は、３０度であり、（Ｄ）は、４５度である。 実施形態例２として、所定の角度で回転させたコリメータとピクセル検出器の組み合わせを平面した際に生じるモアレを模式的に示した図であり、検出器ピッチ１mm，コリメータ穴ピッチ１.８mm の場合、その回転角度は、（Ａ）は、０度であり、（Ｂ）は、１５度であり、（Ｃ）は、３０度であり、（Ｄ）は、４５度である。 コリメータの回転角度とモアレ周期の関係を示した図である。 シンチレータを用いたガンマカメラの構成を模式的に示す図である。 コリメータの回転角度とモアレ周期の関係を示した図である。 従来の六角コリメータを用いた場合の撮像シミュレーション結果の例である。（Ａ）は生データ、（Ｂ）は３×３の重み付き平滑化フィルターを用いた場合である。 本実施例の４５度に回転した矩形コリメータを用いた場合の撮像シミュレーション結果の例である。（Ａ）は生データ、（Ｂ）は３×３の重み付き平滑化フィルターを用いた場合である。 ピクセル型の検出器の別の例を示した図である。

符号の説明

１…ＳＰＥＣＴ装置（ガンマカメラ）、１０…ガントリ、１１（１１Ａ，１１Ｂ）…カメラ、１２…データ処理装置、１３…画像表示装置、１４…ベッド、１５…被検者、２１…検出器、２１Ａ，２１Ｂ，２１Ｃ…検出器群、２２，２２Ａ…電極、２３…検出器基板、２４…ＡＳＩＣ基板、２５…集積回路（ＡＳＩＣ）、２６，２６Ａ，２６Ａ′，２６Ｃ，２０６…コリメータ、２６Ｂ…マッチドコリメータ、２７，２７Ａ，２７Ｂ，２７Ｃ…貫通穴、２８，２８Ａ，２８Ｂ，２８Ｃ…隔壁（セプタ）、２９…遮光・γ線・電磁シールド、２０１…シンチレータ、２０２…ライトガイド、２０３…光電子増倍管、２０４…計測回路、２０５…計測回路固定ボード、２０７…コネクタ、２０８…検出器容器（遮光・電磁シールド）、２０９…γ線。

Claims (10)

1. 碁盤目状に配列された複数の矩形状の検出器と検出信号を読み出す放射線計測回路を有し、
   複数の矩形状の貫通穴が碁盤目状に配列され、前記貫通穴と貫通穴はセプタで仕切られたコリメータとを有し、
   前記検出器ごとに放射線の入射位置情報を得る放射線撮像装置と、
   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核医学診断装置であって、
   前記コリメータを平面視した状態で、前記貫通穴の配列が、前記検出器の配列に対して所定の角度で交差するように配置し、
   前記所定の角度が、２０度から７０度であり、
   前記コリメータのコリメータ穴ピッチが、前記検出器の碁盤目状に配列された検出器ピッチに対する比で、√２以上２未満であり、
   前記断層像情報作成装置は、前記検出器からの検出信号を得て画像情報を生成する際に、３×３マトリクスの平滑化フィルター処理を行うことを特徴とする核医学診断装置。
2. 前記所定の角度が４５度であること、を特徴とする請求項１に記載の核医学診断装置。
3. 前記所定の角度が３０度から６０度であること、を特徴とする請求項１に記載の核医学診断装置。
4. 前記コリメータのコリメータ穴ピッチが、前記検出器の碁盤目状に配列された検出器ピッチに対する比で、√２〜１.８ 倍であることを特徴とする請求項１に記載の核医学診断
   装置。
5. 碁盤目状に配列されたピクセルに対応して入射した放射線の位置情報を取得するピクセル型の検出器と、
   前記検出器からの検出信号を読み出す放射線計測回路と、
   複数の矩形状の貫通穴が碁盤目状に配列され、前記貫通穴と貫通穴はセプタで仕切られたコリメータとを有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画像情報を生成する断層像情報作成装置を有する核医学診断装置であって、
   前記コリメータを平面視した状態で、前記貫通穴の配列が、前記検出器のピクセルに対応する配列に対して所定の角度で交差するように配置し、
   前記所定の角度が、２０度から７０度であり、
   前記コリメータのコリメータ穴ピッチが、前記検出器のピクセルに対応する碁盤目状に配列された検出器ピッチに対する比で、√２以上２未満であり、
   前記断層像情報作成装置は、前記検出器からの検出信号を得て画像情報を生成する際に、３×３マトリクスの平滑化フィルター処理を行うことを特徴とする核医学診断装置。
6. 前記所定の角度が４５度であること、を特徴とする請求項５に記載の核医学診断装置。
7. 前記所定の角度が３０度から６０度であること、を特徴とする請求項５に記載の核医学診断装置。
8. 請求項５に記載の核医学診断装置において、前記放射線撮像装置を支持するガントリと、前記画像情報を表示する表示装置を有することを特徴とする核医学診断装置。
9. 前記コリメータのコリメータ穴ピッチが、前記検出器のピクセルに対応する碁盤目状に配列された検出器ピッチに対する比で、√２〜１.８ 倍であることを特徴とする請求項５に記載の核医学診断装置。
10. 前記検出器の碁盤目状に配列された検出器ピッチが１mm以上２mm未満であることを特徴とする請求項９に記載の核医学診断装置。

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