JP4250180B2 - 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、入射放射線分布を取り込む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り、特に中高エネルギγ線の撮像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、ガンマカメラ装置、単一光子放射型コンピュータ断層撮影（ＳＰＥＣＴ：Single Photon Emission Computed Tomography）装置のような核医学診断装置が用いられている。これらの装置はγ線を検出する検出器と検出器に入射するγ線の方向を規定するコリメータからなるシステムである。これらの装置に使用されている放射線検出器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。これらの装置に用いられているシンチレータは一般的には一枚の大きな結晶で、ガンマカメラ装置、ＳＰＥＣＴ装置ではＮａＩ（Ｔｌ）シンチレータが広く用いられている。シンチレータは放射線が入射すると発光するもので、その微弱な光を複数の光電子増倍管で増幅し、放射線を検出する。放射線の検出位置決定は、複数の光電子増倍管の出力信号から重心演算により行なう。すなわち、アナログ的な位置出力を持った計測装置である。シンチレータは９ｍｍ〜１５ｍｍ程度の厚みがあり、入射γ線が反応したシンチレーション光分布と光電子増倍管による重心演算による統計的なばらつきのために検出器自身の空間分解能（固有分解能）は約３ｍｍが限界である。

一方、近年、画像ピクセルに対応した離散的な検出画素単位、いわゆるピクセル型のＣｓＩ（Ｔｌ）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、頁７９−８０）や放射線を直接電気信号に変換することのできるピクセル型半導体検出器（非特許文献２、頁７６−７７）等、デジタル的な位置出力を持った核医学診断装置が開発されてきている。１つの検出画素を構成する半導体検出器の幅は１．４ｍｍのものも開発されており、固有分解能に相当する値としては約１ｍｍとすることも可能である。

コリメータとしては、多数の細長い放射線通路が並列に配列され、検出器面に対して垂直な入射γ線のみを通過させ、撮像対象の投影（プロジェクション）を得る平行多孔（パラレルホール）コリメータが用いられている。
これらガンマカメラ装置、ＳＰＥＣＴ装置では、撮像対象とするγ線のエネルギによって、必要とされるコリメータの形状や検出器の厚みが異なる。汎用的に用いられているγ線源である^９９ｍＴｃ（１４０ｋｅＶ）向けの低エネルギγ線撮像用のパラレルホールコリメータでは、γ線を通過させる開口部の孔径は１〜２ｍｍ程度、斜め方向のγ線の入射成分を抑制する放射線通路間の隔壁（セプタ）は０．２〜０．３ｍｍ程度と薄く、放射線通路の長さは３０〜５０ｍｍ程度である。

一方、^６７Ｇａ（３００ｋｅＶ）や^１３１Ｉ（３６７ｋｅＶ）といったγ線源からの中高エネルギγ線ではγ線の透過力が大きいため、隣接放射線通路への入射γ線の貫通（ペネトレーション）抑制のために、セプタの厚みは１〜２ｍｍを要する。また、コリメータの開口面積の減少による感度低下を補うために、開口部の孔径の大きさも４ｍｍ程度と大きめに設定される。また、検出器のγ線入射方向の奥行き長さは、十分な検出感度のためには低エネルギγ線用のものに比べて厚くすることが望ましい。汎用的なＮａＩシンチレータ検出器では低エネルギγ線用のものでおよそ１０ｍｍ厚、高エネルギγ線用のものでは２０ｍｍ厚程度のものが用いられている。

低エネルギγ線用の高分解能パラレルホールコリメータ[ＬＥＨＲコリメータ（ＬＥＨＲ：Low Energy High Resolution）]と、中高エネルギγ線用の汎用パラレルホールコリメータ[ＨＥＧＰコリメータ（ＨＥＧＰ：High Energy-General Purpose）]とを比較すると、コリメータの開口部の孔形状はどちらも六角形であるが、ＨＥＧＰコリメータではＬＥＨＲコリメータに比べてセプタが非常に厚く、孔径が大きく、かつ検出器の奥行き長さが長くなっている。高エネルギγ線の撮像では、検出器の奥行き長さが長くなっているため、検出器自体の固有分解能が悪くなっている。加えて、コリメータの開口部の孔径が大きいことから、点線源の撮像分布はＬＥＨＲコリメータの撮像分布に比べて幅広になり、空間分解能が著しく劣化する。

一方、体積線源の撮像分布は、各開口部の点線源応答関数の集合の重ね合わせとして表され、ＬＥＨＲコリメータではおおよそ均一な形として得られるが、ＨＥＧＰコリメータでは、セプタの陰影が撮像分布上に現れ、画質の低下を招き、画像診断上致命的な障害となっていた。また、厚いセプタにより、コリメータの開口率が減少し、感度の低下を招いていた。

このようなパラレルホールコリメータの問題は、本質的に孔が密接して並んでおり、かつ、入射γ線をコリメートするためにセプタ厚が必要なことにある。低エネルギγ線の撮像ではセプタ厚は薄いため、空間分解能に対して影響は無視しうる範囲であったが、高エネルギγ線の撮像では、この方式の問題点が顕在化し、適用が困難になった。

このようなセプタ厚の影響を生じないコリメータとしてピンホールコリメータがある。ピンホールコリメータは拡大撮像によって高空間分解能を得ることを目的としたものである。しかしながら、ピンホールコリメータはパラレルホールコリメータに比べて撮像視野が狭い、視野周辺で分解能が劣化し画像が歪む、感度が低いという問題がある。撮像視野は検出器面から開口部の孔を通して見込める範囲（見込み角）で決まってくる。見込み角が小さければ、視野はいっそう狭くなる。点線源を撮像すると、入射γ線は斜めに入射するほど検出器を横切る距離が長くなり、撮像視野周辺部ほど撮像分布が幅広になる。検出器への斜め入射による撮像視野周辺部の歪みを低減するために、孔の開口角を制限する必要があり、検出器と孔との距離がパラレルホールコリメータの場合よりも長くなる。孔の孔径が小さいことと、この距離が長いことにより、多くの場合、ピンホールコリメータはパラレルホールコリメータより感度が低下する。

高エネルギγ線の撮像でピンホールコリメータを用いる場合、検出器のγ線入射方向の奥行き長さの増加によって撮像視野周辺の歪みが一層増大するため、これを改善しようとコリメータ開口部の開口角をより小さく絞り、開口部と検出器との距離をより長くすると、撮像視野が一層小さくなるとともに、感度が低下する。さらに、開口部の縦断面の形状がナイフエッジ形状の場合、開口部周辺の遮蔽の薄いところで高エネルギγ線のペネトレーションが生じ、物理的な開口部の孔径よりも実効孔径が大きくなり、拡大撮像を行っても所望の高分解能を得ることは難しい。このことからも、開口角はより絞られることになり、検出器と開口部との距離が長くなり、感度が一層低下する。
核医学検査技術学 日本放射線技術学会 オーム社、平成１４年４月３０日

以上の問題に鑑み、本発明はかかる問題を解決することを課題とし、中、高エネルギγ線撮像において、前記従来のパラレルホールコリメータのようなコリメータの孔径、セプタ厚の影響がなく、かつ検出器群の大きさとほぼ同等の視野を持ち、低エネルギγ線撮像と同程度の優れた分解能と感度を有する放射線撮像装置とそれを用いた核医学診断装置を提供することを目的とする。

前記課題を解決するため本発明は、第１の回転中心軸を中心に回動可能なカメラ部を備え、該カメラ部は、その入射面側に複数の放射線通路が形成されたコリメータと、各放射線通路に対して放射線通路を通過する放射線を検出する複数の放射線検出器と、を有する放射線撮像装置において、コリメータの放射線通路は、放射線検出器側に向かって断面が、末広がりとなる形状であって、放射線検出器は、所定のサイズのものが各放射線通路に対して回動方向に複数配置されており、カメラ部は、１方向からの投影像を撮像する際に、回動方向における放射線検出器のサイズに応じて設定された第１の回転中心軸に対する複数の角度位置で撮像することを特徴とする。
また、前記放射線撮像装置を用いた核医学診断装置は、放射線検出信号を処理し、画像化するデータ処理装置と、を備え、データ処理装置は、１方向からの投影像を画像化する処理において、前記第１の回転中心軸に対する複数の角度位置で撮像された複数のデータセットを用いることを特徴とする。

本発明によれば、高エネルギγ線の撮像において、低エネルギγ線撮像と同程度の優れた分解能と感度を有する放射線撮像装置とそれを用いた核医学診断装置を提供することができる。

以下に本発明の実施の形態を示す。本発明ではガンマカメラ、ＳＰＥＣＴ装置で特に有効であり、始めにガンマカメラとしての使用方法、次にＳＰＥＣＴ装置としての使用方法について述べる。第１、第２の実施形態では、本発明の原理を利用したそれぞれ異なるコリメータによる構成例を示しており、ガンマカメラとしての適用例について述べる。第３の実施形態では、本発明におけるコリメータの特性を最大限に生かしたＳＰＥＣＴ装置での撮像方法への適用について述べる。第４の実施形態では低エネルギγ線の撮像について述べる。第５の実施形態では、本発明のコリメータの構造について変形例を示す。

《第１の実施の形態》
次に、本発明の第１の実施の形態に係る核医学診断装置であるガンマカメラ装置について、図１および図２を参照しながらまず説明し、続いてＳＥＰＣＴ装置について説明する。
図１に示すように、核医学診断装置１Ａは、放射線撮像装置３Ａとデータ処理装置５と被検体２を載せるベッド１２を含んで構成されている。放射線撮像装置３Ａはガントリ１０、このガントリ１０に保持されたカメラ部１１(図中、１１Ａ、１１Ｂ)を含んで構成されている。以下、特別に断らない限り、カメラ部１１Ａ、１１Ｂを総称してカメラ部１１と称する。

カメラ部１１は、ガントリ１０に保持される部分に、それぞれ被検体２の体軸に平行で、カメラ部１１の入射面の中心（視野の中心）を通る入射面と垂直の軸に直交する回転中心軸Ｘ１（第１の回転中心軸）を有し、矢印Ｒ１で示す方向に回動可能となっているとともに、ガントリ１０の中心部分の円筒形の開口部１４の回転中心軸Ｘ２（第２の回転中心軸）を回転の中心として、前記開口部１４周囲を矢印Ｒ２のように旋回（公転）可能となっている。図１中、カメラ部１１Ａのみ回転中心軸Ｘ１と回動方向を示す矢印Ｒ１を示すが、カメラ部１１Ｂも同様である。さらに、カメラ部１１は、回転中心軸Ｘ２の径方向内方および外方に矢印Ｙで示すように移動可能であるとともに、矢印Ｚ１で示すように回転中心軸Ｘ１方向（被検体２の体軸方向）に所定距離だけ移動可能となっている。
また、図１ではカメラ部１１Ａ、１１Ｂは互いに１８０°対向するように配置してガントリ１０に保持されているが、互いに干渉しない範囲で、例えば、互いに９０°をなすように配置することも、また、カメラ部１１Ａ、１１Ｂを２つ並べて平面状に配置することも可能である。

被検体２の体軸は前記回転中心軸Ｘ２とほぼ一致するように図１に示すベッド１２の台座が設定されており、台座はベッド１２を矢印Ｚ２で示すように被検体２を体軸方向にスライドして、ガントリ１０の開口部１４内に体軸方向の任意の位置を設定可能なベッド１２を駆動する図示しない駆動機構を内蔵している。

データ処理装置５は、表示装置１３、図示しない記憶部、画像処理部等を含んで構成されている。データ処理装置５の画像処理部は、カメラ部１１の放射線検出器（以下、単に検出器と称する）２１（図２参照）の放射線検出信号を検出器２１のＩＤ情報信号とともに取り込むとともに、カメラ部１１の回転中心軸Ｘ１回りの角度位置信号、カメラ部１１それぞれの回転中心軸Ｘ２回りの角度位置信号を取り込んで、画像化処理を行い、平面投影画像を生成し、表示装置１３に表示し、また、記憶部に記憶する。

被検体２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、ベッド１２に載せられ、体内の^９９ｍＴｃから放出されるγ線をガントリ１０に保持されたカメラ部１１で撮像される。

図２に示すようにカメラ部１１（図２中、１１Ａ、１１Ｂ）は、コリメータ３０と多数の検出器２１を内蔵している。コリメータ３０は被検体２の体内から放出されるγ線のうち一定方向のγ線のみを通過させることによって、コリメータ３０の入射面に入ったγ線を選別する。コリメータ３０を通過したγ線を検出器基板２３上に平面的に多数配置された検出器２１で検出する。カメラ部１１は、検出器２１からのγ線検出信号を信号処理するための集積回路（ＡＳＩＣ）２５やＦＰＧＡ（Field Programmable Gate allay）２７などを装着したＡＳＩＣ基板２４を備える。γ線検出信号は、検出器基板２３、ＡＳＩＣ基板２４を介して、ＡＳＩＣ２５、ＦＰＧＡ２７にて波高値や検出時刻を測定し、そのデジタル情報、γ線を検出した検出器２１のＩＤ情報をデータ処理装置５に出力する。これらコリメータ３０、検出器基板２３、ＡＳＩＣ基板２４は、例えば、鉄、鉛等でできたシールド筐体２６によってコリメータ３０の入射面以外が覆われ、光、γ線、電磁波から遮断されている。入射面はアルミニウム等γ線を透過し易い金属板材で覆われており、光、電磁波から遮断されている。
図２では、総称としてコリメータ３０と表示するが、以下の説明では、コリメータ３０の形状の違いにより、符号を変えて説明する。

次に、本実施の形態の特徴であるコリメータ３０の形状と検出器２１の配置について詳細に説明する。先ず、本実施の形態における検出器２１について説明する。
（放射線検出器）
カメラ部１１に用いる検出器２１の例を、図３から図７を参照（適宜、図２参照）しながら説明する。例えば、図３は、検出器基板２３（図２参照）にＣｄＴｅ半導体を用いた半導体放射線検出器２１Ａを２次元に配列し、個々の半導体放射線検出器２１Ａが１つの検出画素を構成している場合を示している。図３において上面側が半導体放射線検出器２１Ａの入射面２１ｂであり、電圧を印加する電極２１ａ、２１ｃは側面に配置される。従って、１枚の大きな結晶からなるシンチレータと異なり、半導体放射線検出器２１Ａからの検出信号は、画像ピクセルに対応する検出画素単位で収集される。

検出器２１は、図４に示すように１枚のＣｄＴｅ半導体の基板に対して、共通電極２１ｄを前記ＣｄＴｅ半導体の基板の一方の面、つまり、入射面２１ｂ側の全面に配し、入射面２１ｂの反対側の面に検出画素毎に１つの電極２１ｅを配置して、電極２１ｅ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２１ｄとで、それぞれが検出画素毎に対応した半導体放射線検出器２１Ｂを構成するものであっても良い。γ線は半導体放射線検出器２１Ｂの入射面２１ｂ側の電極２１ｄを通過してＣｄＴｅ半導体層でそのエネルギを失い、半導体放射線検出器２１Ｂが検出信号を出すことになる。

次に、図４に示す半導体放射線検出器２１Ｂの変形例を図５、図６に示す。図５に示す半導体放射線検出器２１Ｃは、１枚のＣｄＴｅ半導体の基板に対して、ダイシングによって形成された溝で個々の半導体放射線検出器２１Ｃに区切られた構造をしている。（ａ）は入射面２１ｂを上面にした斜視図であり、（ｂ）は入射面２１ｂの反対側を上面にした斜視図であり、１枚のＣｄＴｅ半導体の基板に対して、入射面２１ｂ側は全面の共通電極２１ｄを配置し、前記ＣｄＴｅ半導体の基板の入射面２１ｂ側と反対面に検出画素毎に１つの電極２１ｅを配置している。

図６に示す半導体放射線検出器２１Ｄは、１枚のＣｄＴｅ半導体の基板に対して、複数の帯状の電極２１ｆを前記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２１ｆを陽極とし、他方の面を陰極とする。陽極の電極２１ｆと陰極の電極２１ｃのクロスした部分が1つの半導体放射線検出器２１Ｄを形成する（特開２００４−１２５７５７号公報参照）。

また、検出器２１の構造は、図７に示すようにシンチレータ２１ｄとフォトダイオード２１ｅからなる検出画素単位に区切って構成されたシンチレータ検出器２１Ｅでも良い。この場合、個々のシンチレータ２１ｄの側面は、図示しない遮光材で囲われている。また、図７のシンチレータ検出器２１Ｅの変形として、検出画素毎に区切られたシンチレータ２１ｄ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良い。

（コリメータ）
次に、図８から図１０を参照しながら本実施の形態の特徴であるコリメータ３０Ａを説明する。
図８の（ａ）に示すようにコリメータ３０Ａは、多数の放射線通路３１を有し、そのセプタはコリメータ部材３０ａ、３０ｂから構成されている。コリメータ３０Ａは、回転中心軸Ｘ１の周方向（被検体２の体軸の周方向）にはピンホールコリメータのように複数の検出画素を含む多数の放射線通路３１を有する形状にコリメータ部材３０ａが配されており、回転中心軸Ｘ１方向（被検体２の体軸方向）にはパラレルホールコリメータのようにコリメータ部材３０ｂが配されている。
以下、コリメータ３０Ａ、検出器２１の寸法諸元を説明するときに用いる「体軸方向」とは、被検体２の体軸方向を、「周方向」とは、特別に断らない限り被検体２の体軸回りの方向を指す。
放射線通路３１の断面形状は検出画素の形状に合わせて矩形である。従って、個々の放射線通路３１の矩形の断面の前記回転中心軸Ｘ１方向（被検体２の体軸方向）の辺は、放射線通路３１に沿って一定長さであり、周方向の辺は、放射線通路３１に沿って入射面側の開口部（コリメータ孔）３３の断面が絞りこまれ、前記検出器２１側に向かって扇形に末広がりとなっている。

このような放射線通路３１の断面形状を構成するコリメータ部材３０ａは、回転中心軸Ｘ１方向に見た断面が、検出器２１側を頂点、入射面側を底辺とする頂角が小さい鋭角のほぼ二等辺三角形に近い形状であり、体軸方向の厚さは所定値、例えば、後記する検出器幅Ｗａと同じ１．４ｍｍ厚である。コリメータ３０Ａは、コリメータ部材３０ａを周方向に所定のピッチＷｃｐで、例えば、４．２ｍｍのピッチで配列させ、所定の厚さ、例えば、１．４ｍｍ厚の板状のコリメータ部材３０ｂを介設して、コリメータ部材３０ａとコリメータ部材３０ｂを交互に体軸方向に積層させたような構成である。つまり、体軸方向にはピッチＷｃａ、例えば、２．８ｍｍとなっている。
図８の（ｂ）に示すように、コリメータ３０Ａの入射面側から見た開口部３３の孔形状は、周方向の幅が狭い矩形であり、（ａ）におけるＡ−Ａ矢視断面を示す（ｃ）のように、一つの放射線通路３１の検出器２１側の開口部３５には周方向に３個一列に検出器２１が配される（所定のサイズの検出器が回動方向に複数配される）配置関係となっている。

次に、図９および図１０を参照しながらコリメータ３０Ａの体軸の径方向断面の詳細な寸法の１例を説明する。
ここでは、検出器２１は、ＣｄＴｅ半導体を用いた前記半導体放射線検出器２１Ａ、２１Ｂ、２１Ｃのいずれかである。その外形寸法は、体軸方向および周方向のそれぞれの検出器幅、Ｗａ（図示せず）、Ｗｐが、ともに、例えば１．４ｍｍであり、奥行き長さＤが、例えば１０ｍｍである。検出器２１の奥行き長さＤの内部に入射γ線の吸収に対する検出器実効中心Ｐ_Ｄを仮定する。この検出器実効中心Ｐ_Ｄは、検出器２１の奥行き方向におけるγ線の吸収による減衰の効果により、厳密には奥行き長さＤの中央位置よりコリメータ３０Ａの入射面側寄りである。

なお、コリメータ３０Ａの開口部３３の孔の最狭隘部分をコリメータ孔中心Ｐｃとする。コリメータ孔中心Ｐｃを連ねた平面が、コリメータ３０Ａにおける本発明の開口部面に対応する。また、検出器実効中心Ｐ_Ｄを連ねた平面が、コリメータ３０Ａにおける本発明の放射線検出器の配列面に対応する。
コリメータ孔中心Ｐｃの位置において、開口部３３の周方向の孔幅Ｄｃｐは１．２ｍｍ、体軸方向の孔幅Ｄｃａ（図示せず）は１．４ｍｍである。ＤｃｐがＤｃａより小さいのは後記するＳＰＥＣＴ撮像における断層像での分解能の向上を重視したためであり、Ｄｃａと同じ１．４ｍｍでも構わない。
また、回転中心軸Ｘ１とコリメータ孔中心Ｐｃとの距離Ｌは、例えば、１００ｍｍ、コリメータ孔中心Ｐｃと検出器実効中心Ｐ_Ｄとの距離Ｌｃは、例えば、５０ｍｍである。

図９の（ａ）のＢ部拡大を図１０の（ｅ）に示す。開口部３３の入射面側の周方向（回動方向）の開口角φ_１Ｐの半値は３．０９°、検出器２１側の周方向の開口角φｐの半値は１．７２°である。コリメータ３０Ａは、体軸方向にはパラレルホールコリメータであるので、開口部３３の入射面側の体軸方向の開口角φ_１ａ（図示せず）および検出器２１側の体軸方向の開口角φａ（図示せず）はそれぞれ０°である。このような開口部３３の孔幅Ｄｃｐ、開口角φ_１Ｐ、φｐ、検出器２１の幅Ｗｐ（所定のサイズ）、コリメータ孔中心Ｐｃと検出器実効中心Ｐ_Ｄとの距離Ｌｃ、それぞれの設定は、図１０の（ａ）〜（ｄ）に示す見込み角をなすように設定されている。開口角φ_１Ｐ、φｐの設定の考え方については、後記する。

開口部３３は、コリメータ孔中心Ｐｃを境にして、検出器２１側の周方向の開口角φｐ、入射面側の周方向の開口角φ_１Ｐを持っている。いろいろな角度でカメラ部１１の入射面に入射するγ線の感度分布を揃えるために、入射面側と検出器側では開口角φ_１Ｐと開口角φｐとが異なっている。検出器幅Ｗｐ、検出器奥行き長さＤとすると、開口角φｐは、次式で求められる角度程度もしくはそれよりも小さくなるような角度であれば、１つの放射線通路３１の見込む検出器２１の数は、図９に示すような３個より多くても構わない。
φｐ＝２×ｔａｎ^−１［Ｗｐ／Ｄ］ ・・・・・・・・・・・・・（１）
この開口角φｐは、図９の（ｂ）に示すように、検出器２１の放射線通路３１に対して斜めに入射するγ線がおよそ1検出器２１内に収まるように設定するために求めた目安である。本実施の形態では検出器２１にＣｄＴｅを用いているため、ＮａＩシンチレータに比べて放射線の阻止能が高く、奥行き長さＤが１０ｍｍのＣｄＴｅは１６ｍｍ厚の中高エネルギγ線撮像向けのＮａＩシンチレータに相当する。検出器幅Ｗｐが１．４ｍｍであるので、開口角φｐはおよそ１６°となるが、隣接する検出器２１への斜め貫通入射を低減するために、検出器２１を３個周方向に配列するとし、開口角φｐ＝３．４４°に狭めている（図１０の（ｅ）参照）。

検出器幅Ｗｐ１．４ｍｍに対して、検出器実効中心Ｐ_Ｄとコリメータ孔中心Ｐｃまでの距離Ｌｃが５０ｍｍとすると、３個１列の中央の検出器２１から見て、開口部３３を見込む角度範囲は図１０（ｃ）に示すように片側１．４９°である。図１０の（ｂ）、（ｄ）に示すように３個１列の検出器２１の左右の検出器２１でも同等の見込み角を維持するためには入射面側の開口角は図１０の（ｅ）に示すように片側３．０９度となる。
前記したピンホールコリメータにおける孔エッジのペネトレーションの問題を低減するためには入射面側、検出器側双方に開口角を持つ図１０の（ｅ）のようなタイプが望ましい。

図１０の（ａ）に示すように、コリメータ孔中心Ｐｃにおける開口部３３の孔幅Ｄｃｐの中央Ｐ_Ｈから放射線通路３１の３個の検出器２１の内の中央の検出器２１と、それに隣り合う検出器２１のそれぞれの検出器実効中心Ｐ_Ｄの配置ピッチを見込む角度θｐは１．６０°となる。図１０の（ｂ）〜（ｄ）は１つの放射線通路３１を通して各検出画素の検出器２１に入射する見込み角を示す図であり、いずれの検出器２１に対してもほぼ同等の見込み角度である。

このように構成したコリメータ３０Ａにおいて、コリメータ部材３０ａは検出器２１側で薄肉になっているが、コリメータ孔の間隔が３検出画素毎であることと、コリメータ部材３０ａが形成する開口角φｐによって入射角を制限していることにより、放射線通路３１に斜めに入射可能なγ線は、コリメータ部材３０ａの放射線通路３１に面した面に斜めに入射し、その通過距離が十分にγ線を吸収できる距離とすることができる。例えば、^６７Ｇａの３００ｋｅＶのγ線では、鉛での平均自由行程はおよそ２．４ｍｍであるが、コリメータ３０Ａでは、斜めの入射線に対する最小通過距離として１０ｍｍ以上を得ることができ、ペネトレーションを中エネルギγ線用ＭＥＧＰ（ＭＥＧＰ：Middle Energy-General Purpose）コリメータと同程度の１％台まで抑えることができる。仮にＬＥＨＲコリメータを用いた場合は、３００ｋｅＶのγ線では４０％以上ものペネトレーションを生じ、画像上深刻な影響を与える。したがって、検出器２１側を薄くしてもγ線の隣接する放射線通路３１へのペネトレーションを十分低く抑えることができる。その結果、従来のガンマカメラ装置のカメラ部において発生していたコリメータ部材３０ａにより検出器２１が配置できないデッドスペースが周方向に減じられ、感度を増加させることとなる。

なお、コリメータ部材３０ａ、３０ｂは、鉛、またはタングステン製であり、特に開口部３３近傍は孔形状を維持する観点からも硬度の高いタングステンを用いることが望ましい。

（撮像方法及び画像化方法）
次に、このコリメータ３０Ａの構成と検出器２１の配置による投影像の撮像方法と、核医学診断装置（ガンマカメラ装置）１Ａの画像処理部における画像化方法について図１１から図１８を参照（適宜、図１参照）しながら説明する。
本実施形態ではコリメータ形状が周方向と体軸方向で異なるため、先に本方式の大きな特長である周方向の投影像の撮像方法について説明する。

（周方向の投影像の撮像方法）
本実施の形態では図１に示すようにカメラ部１１の回転中心軸Ｘ１が回転中心軸Ｘ２の周方向角度の一つのカメラ位置において、カメラ部１１の入射面が回転中心軸Ｘ２の径方向に垂直に内方を向いている状態を、回転中心軸Ｘ１に対して０°とする。そして、０°を中心にして一方側を＋、他方側を−の角度とここでは称する。パラレルホールコリメータを用いたガンマカメラ装置における撮像では、通常、回転中心軸Ｘ２の周方向角度の一つのカメラ位置において、カメラ部１１の入射面に垂直な方向からのγ線入射成分に対して、検出器２１の全面積分の投影（プロジェクション）が得られる。これに対し、本実施の形態の核医学診断装置１Ａでは、カメラ部１１の入射面が回転中心軸Ｘ１に対して０°の状態におけるカメラ部１１の入射面に対して、垂直な方向から入射するγ線の成分を「垂直成分」と定義すると、この入射面の角度設定状態において、図１１に示すように「垂直成分」以外の周方向に斜めに入射面に向かうγ線成分も含む複数本の異なる方向の投影が得られる。また、例えば、図１２に示すコリメータ３０Ａが回転中心軸Ｘ１に対して０°の状態におけるように、前記「垂直成分」はそれぞれの開口部３３を通して、各放射線通路３１の周方向に配置した検出器２１の一つ、例えば、図１２中に説明のために検出器ＩＤとして１〜５３までの数字をあてがった検出器２１のうち、３ｋ（ｋ＝１〜１７）の検出器ＩＤの検出器２１にだけ入射する。

そこで、本実施の形態は、コリメータ３０Ａの開口部３３の位置を周方向にずらすために回転中心軸Ｘ１に対して０°を中心にして所定のステップ幅θｐだけ回動させた位置でも撮像し、それぞれのカメラ位置で「垂直成分」による検出器２１の出力（撮像分布）を集めることを特徴としている。本実施の形態では、１つの放射線通路３１に周方向に３個検出器２１が配列されているので、回転中心軸Ｘ１に対して０°を含む３つの角度位置で撮像する。

コリメータ孔中心Ｐｃと検出器実効中心Ｐ_Ｄ間の距離Ｌｃ、検出器幅Ｗｐとしてカメラ部１１の回動する回転中心軸Ｘ１の位置は、コリメータ孔中心Ｐｃと回転中心軸Ｘ１との距離をＬとして、整数ｍに対して（２）式で決める。整数ｍは、例えば、ｍ＝２とする。このとき回転中心軸Ｘ１に対し（３）式で与えられるステップ幅θｐで回動し、角度位置−θｐ、±０、＋θｐにおいて撮像する。
Ｌ＝ｍ×Ｌｃ ・・・・・・・・・・・・・（２）
θｐ＝ｔａｎ^−１（Ｗｐ／Ｌｃ） ・・・・・・・・・・（３）
ただし、ｍは１つの開口部３３に対応する周方向１列分の検出画素数（この例では３）の倍数を除く整数である。整数としているのは、図中に示している回転中心軸Ｘ１の位置が、γ線の入射方向と反対側である検出器側にあってもよいため（ｍ＜０を考慮）である。

コリメータ３０Ａが回転中心軸Ｘ１に対して角度０°の状態における入射面に対して入射するγ線の「垂直成分」による撮像の場合の例を、具体的に図１２から図１５を参照しながら説明する。説明のために、検出器２１の下側に番号を付して周方向の検出器２１それぞれのＩＤとしてある。回転中心軸Ｘ１に対して０°のときの、入射面に垂直方向のγ線成分の投影（プロジェクション）は、図１２に示すように回転中心軸Ｘ１の周方向の３個１列に配列された検出器２１のうちの中央の検出器ＩＤが３ｋ（ｋ＝１〜１７）の検出器２１に、つまり、周方向に３個目毎の飛び飛びの位置として得られる。ここでは、説明のために入射γ線の「垂直成分」を検出している検出器２１を黒く塗りつぶしてある。γ線を検出している当該検出器２１はそれぞれ検出したγ線の数に応じた数の検出信号を出力する。
図１２はコリメータ３０Ａが回転中心軸Ｘ１に対して０°の角度位置における検出器２１への投影ラインと検出器２１の出力分布（撮像分布）、図１３は同じく−１．６°の角度位置における検出器２１への投影ラインと検出器２１の出力分布（撮像分布）、図１４は同じく＋１．６°の角度位置における検出器２１への投影ラインと検出器２１の出力分布（撮像分布）であり、ステップ毎に投影ラインを太実線、中太実線、中太破線に分けて示す。

図１５は３ステップ幅分のプロジェクションデータの重ね合わせである。この例では１つの開口部３３から見込む検出器２１は３個であるため、１方向からのプロジェクションは３検出器位置毎に得られる。このように各角度位置における垂直成分を検出する検出器位置は既知である。そして、図１２、図１３、図１４のようにカメラ部１１を、回転中心軸Ｘ１を中心にして開口角θｐ＝１．６°ステップ幅で回動させて得られた３ステップ分の投影像にもとづいて、データ処理装置５の画像処理部において「垂直成分」を検出している信号（図１２、図１３、図１４における黒く塗りつぶした検出器２１からの信号）のみを抽出して、図１５に示す３種の投影ラインのように１．４ｍｍ間隔で、全検出器２１分で構成される１つの方向の「垂直成分」による平面投影画像を生成する。

このようにして通常のパラレルホールコリメータと全く同じ完全なプロジェクションデータを得ることができる。なお、ピクセル型の検出器では、コリメータの開口部（コリメータ孔）のピッチと検出器とのピッチずれから画像にモアレが発生するため、コリメータの開口部が検出器２１と完全に一致しているピクセルマッチドコリメータが望ましいとされている。図１１から図１５中の１つの投影ラインは１検出器２１分に相当するので、コリメータ３０Ａは検出器２１毎に区切られたピクセル型の検出器２１に対して、実質的に十分ペネトレーションが抑えられた無限小のセプタ厚のピクセルマッチドコリメータを実現したことになる。このことは、高エネルギγ線の撮像においても、ピクセル型の特性を生かした高空間分解能の低エネルギγ線撮像と同程度の画質の画像が得られることを意味している。また、セプタの陰影の影響がないため、コリメータの幾何分解能によるボケを補正する開口補正も行いやすくなり、さらに高空間分解能化も期待できる。

次に、実際に点線源７０を撮像する場合について図１６から図１８の（ａ）、（ｂ）を参照しながら説明する。点線源７０とコリメータ孔中心Ｐｃとの距離Ｌは１００ｍｍと仮定する。各図の（ａ）は点線源７０から検出器２１への投影ラインを示し、各図の（ｂ）は検出器２１の出力分布を示している。図１６はコリメータ３０Ａが回転中心軸Ｘ１に対して−１．６°の角度位置における検出器ＩＤが３ｋ＋１（ｋ＝１〜１７）の検出器２１への投影ラインとその検出器２１の出力分布（撮像分布）、図１７は同じく０°の角度位置における検出器ＩＤが３ｋ（ｋ＝１〜１７）検出器２１への投影ラインとその検出器２１の出力分布（撮像分布）、図１８は同じく＋１．６°の角度位置における検出器ＩＤが３ｋ−１（ｋ＝１〜１７）検出器２１への投影ラインとその検出器２１の出力分布（撮像分布）である。それぞれのステップにおける点線源７０からのγ線の「垂直成分」による検出器２１の出力を異なる種類のハッチング線で示す。図１９は、前記の各ハッチング線で示した「垂直成分」による出力だけを取り出して、画像化した周方向の投影分布である。

比較として、図２０にこのコリメータ３０Ａとほぼ同じ幾何分解能を持つ低エネルギγ線用超高空間分解能（ＬＥＳＨＲ：Low Energy Super High Resolution）パラレルホールコリメータ３６Ａを仮定して、同じ位置の低エネルギ点線源７０Ａを撮像した場合の検出器２１の撮像分布を示す。ただし、セプタ厚は、０．２ｍｍ、開口部の幅１．２ｍｍ、点線源７０とコリメータ孔中心Ｐｃとの距離Ｌ＝１００ｍｍ、コリメータ孔中心Ｐｃと検出器実効中心Ｐ_Ｄとの距離Ｌｃ＝５０ｍｍである。低エネルギγ線なので、ほぼペネトレーションを無視できる状態で得られる分布である。本実施の形態では、図１７の（ｃ）に示すようにこれと比較してほぼ同じ分布が得られていることがわかる。

実際には図２０に示すパラレルホールコリメータ３６Ａのセプタの厚み０．２ｍｍでは、高エネルギγ線ではペネトレーションが数１０％にも上り、もっと広がった分布になり、非常に低分解能の画像しか得ることはできない。したがってペネトレーションを抑えるために、セプタの厚い中エネルギγ線用ＭＥＧＰコリメータ、高エネルギγ線用ＨＥＧＰコリメータが必要となる。
本実施の形態では、開口部３３のコリメータ孔中心Ｐｃにおいて、隣接する放射線通路３１との間のコリメータ部材３０ａの厚さは３ｍｍであり、十分なセプタ厚を確保したのと同じ効果がある。高エネルギγ線でもペネトレーションを十分に抑えることができ、かつ、ＬＥＳＨＲ並みの高分解能の画像を得ることが可能である。ＭＥＧＰ、ＨＥＧＰコリメータではどんなに時間をかけてもこのような高分解能の画像を得ることはできない。

次に、図２１を参照しながら本実施の形態における検出器２１の代わりに、一体物のＮａＩシンチレータ２０Ａをコリメータ３０Ａと組み合わせた場合と本実施の形態との比較について述べる。図２１は、本実施の形態におけるコリメータ３０Ａに、一体物のＮａＩシンチレータ２０Ａを組み合わせた場合の、点線源７０からのγ線の「垂直成分」により得られる撮像分布を示す。一体物のＮａＩシンチレータ２０Ａを組み合わせた場合、仮想的に周方向の検出器幅Ｗｐ１．４ｍｍの検出画素を想定すると、１つの放射線通路３１に含まれる検出画素毎に区切った３つの検出画素の出力は、それぞれの検出画素のガウス分布を重ねたような分布の集合体と類似になる。もともと一体物のＮａＩシンチレータ２０Ａは、点応答関数が離散的ではなく、ガウス分布をしており、固有分解能も３ｍｍ以上あるため、本実施の形態における検出器２１の検出器幅Ｗｐ１．４ｍｍの３倍よりも広い分布となってしまう。したがって、本実施の形態のようにガンマカメラ装置のカメラ部を回動させたとしても３検出器単位で分割されたデータにはならず、仮想的にデータをピクセル毎に分割したとしても、本発明のような画像化を行うことはできない。つまり、検出器２１毎に分割されていない従来のガンマカメラ装置の一体物のＮａＩシンチレータ２０Ａでは、同じコリメータ３０Ａを用いても、本実施の形態のような高分解能の投影像を得ることはできない。

以上をまとめると、回転中心軸Ｘ２の周方向の１方向からの投影像を撮像する際に、回転中心軸Ｘ１（第１の回転中心軸）に対して所定のステップ幅θｐ、例えば、１．６°とし、回転中心軸Ｘ１回りの所定の角度位置、例えば、−１．６°、０°、＋１．６°で撮像するので、放射線通路３１の入射面側の開口部３３周囲のセプタ部分の厚さだけ位置をずらし、かつ、入射面の角度を変えて、中・高エネルギのγ線源からの投影を高解像度で撮像することができる。本放射線撮像装置３Ａを用いた核医学診断装置１Ａは、回転中心軸Ｘ２の１方向からの投影像を画像化する処理において、回転中心軸Ｘ１に対する複数の角度位置で撮像された複数のデータセットを用いるので、セプタの影の効果が小さく、検出入射γ線のエネルギレベルに依らず、低エネルギγ線用のＬＥＳＨＲ相当の空間分解能の画像を得ることができる。

（体軸方向の投影像取得方法）
続いて体軸方向の体軸方向の分布の取得方法については説明する。本実施の形態では、コリメータ３０Ａは、図８に示すように、体軸方向に対して１検出画素分（体軸方向の検出器幅Ｗａ１．４ｍｍ）と同じ開口部３３の孔幅Ｄｃａ（１．４ｍｍ）と、１検出画素分のセプタ厚（コリメータ部材３０ｂの厚さ＝１．４ｍｍ）を有し、２検出画素ピッチ（Ｗｃａ＝２．８ｍｍ）で開口部３３が並んでいる。したがって、回転中心軸Ｘ１の周方向の所定の複数の角度位置で撮像の後、矢印Ｚ１方向にＷａ＝１．４ｍｍ分カメラ部１１を移動、あるいは矢印Ｚ２方向にＷａ＝１．４ｍｍ分ベッド１２を移動して、再度、回転中心軸Ｘ１の周方向の前記所定の複数の角度位置で撮像することで、コリメータ部材３０ｂの影になっていた部分の投影を取得する。それぞれの取得データにおいてコリメータ部材３０ｂの影に当たる検出器データを削除し、両者を合算することで、コリメータの開口部３３の体軸方向の孔幅が１．４ｍｍで体軸方向の孔ピッチも１．４ｍｍの、セプタ厚が無限小仮の想的なコリメータで取得した分布と同様の高空間分解能な分布を得る。

ちなみに、本実施の形態のコリメータ３０Ａでは、^６７Ｇａの３００ｋｅＶのγ線を撮像したとしても、体軸方向のペネトレーションは０．２％以下であり、十分無視しうる範囲である。体軸方向は周方向と孔幅が異なるため分解能が異なるが、おおよそ同程度の空間分解能が得られる。孔ピッチを２．８ｍｍのまま体軸方向の孔幅Ｄｃａを１．２ｍｍにすれば周方向と同一の分解能が得られる。

（効 果）
このように本実施の形態の核医学診断装置１Ａは、検出画素１つに１つの検出器２１が対応し、カメラ部１１の入射面の体軸方向に直角向に対しては、回転中心軸Ｘ１の複数の角度位置で取得した検出器２１の出力を、各角度位置に対応した特定の検出器２１の出力を組み合わせ、体軸方向には、カメラ部１１をＺ１方向に１画素分移動させるか、ベッド１２をＺ２方向に１画素分移動させて撮像し、体軸方向の１画素分のセプタ厚の影の影響を除去し、完全な垂直投影像を構成できる。
その結果、コリメータ３０Ａの開口部３３の孔径が□１．４ｍｍで、体軸方向および周方向の孔ピッチも１．４ｍｍ、つまり、セプタが無限小の仮想的なコリメータで取得した分布と同様の高空間分解能な投影像を得ることができる。
周方向に複数の角度位置で撮像することにより、高空間分解能を維持したまま周方向の孔間隔を広く取ることができ、つまり、周方向のセプタを厚くすることができ、高エネルギγ線撮像において、従来のＭＥＧＰ、ＨＥＧＰコリメータではどんなに時間をかけても得られなかった低エネルギγ線と同等のレベルの高空間分解能画像を取得することができる。

また、従来のパラレルホールコリメータでは、撮像に使用するγ線のエネルギに応じてその都度コリメータをγ線のエネルギに応じたセプタ厚のものに取り替える必要があった。しかし、本発明の放射線撮像装置３Ａでは、撮像に利用する可能性のγ線のうち、最大のエネルギのγ線に対応したセプタ厚のコリメータ３０Ａとすることにより、高エネルギγ線撮像でも低エネルギγ線用の高分解能コリメータ同等の空間分解能を得ることができ、それをそのまま低エネルギγ線用の高分解能コリメータとしても利用できる。従って、γ線のエネルギの異なる複数核種による撮像においても、従来のように高いγ線エネルギの核種に合わせて分解能の劣るコリメータを選択する必要がない。

また、心臓の撮像等に用いられる^１２３Ｉの撮像にも有効である。^１２３Ｉは放出するγ線のほとんどが１５９ｋｅＶと比較的低エネルギであるが、１．４％ほど存在する５２９ｋｅＶの放出γ線によるペネトレーションの影響のため、中エネルギγ線用ＭＥＧＰコリメータ等を用いることが多かった。本実施の形態の放射線撮像装置３Ａを用いることで、低エネルギγ線用高分解能のＬＥＨＲコリメータ相当の空間分解能と感度で^１２３Ｉの撮像を行うことが可能となる。さらに、ピクセル型の半導体放射線検出器２１の優れたエネルギ分解能も利用することで、汎用的に使用されている^９９ｍＴｃ（１４０ｋｅＶ）との分離も可能となり、これまで実現が困難であった^１２３Ｉと^９９ｍＴｃの同時撮像も可能となる。他にも３６４ｋｅＶのγ線を放出する^１３１Ｉを用いた放射線治療の効果判定等にも有効である。また、高エネルギγ線撮像用のＨＥＧＰコリメータのセプタによって生じていたデッドスペース分の入射面積のロスがなくなり、感度も向上する。もちろん、回転中心軸Ｘ１の周方向に、開口部３３の位置をずらすように３つの角度位置で撮像するため、セプタの陰影による感度ムラは生じない。

本実施の形態の図１１において回転中心軸Ｘ１位置から距離Ｌだけ離れたコリメータ孔中心Ｐｃでの検出器２１と平行な平面で、投影ラインが検出器幅Ｗｐ間隔で並ぶようにステップ幅θｐを設定すれば、距離Ｌを式（２）で決める整数ｍの値を変えても、例えば、Ｌを図１１に示す１００ｍｍではなく、５０ｍｍや２００ｍｍにしても、同様にカメラ部１１において１．４ｍｍ間隔の投影像が得られる。
なお、回転中心軸Ｘ１は、本実施の形態では入射面側に配置するものとしたがそれに限定されない。コリメータ孔中心Ｐｃから検出器２１側に式（２）で決める距離Ｌの位置に設けても良い。

本実施の形態におけるコリメータ３０Ａは、ガンマカメラ装置だけではなく、カメラ部１１の回転中心軸Ｘ２による体軸周囲の旋回機構、ベッド１２によるＺ２方向の体軸移動機構、回転中心軸Ｘ１による回動機構を持つ現行のＳＰＥＣＴ装置において、コリメータ３０Ａへの交換と、体軸周方向の撮像方法を変えるだけで、適用することが可能であり、高解像度ＳＰＥＣＴ装置とすることができる。そのようにコリメータ３０ＡをＳＰＥＣＴ装置に適用した場合を、後記する第３の実施の形態で説明する。本実施の形態のコリメータ３０Ａの形状は、ガンマカメラ装置よりも、後記する第３の実施の形態のＳＰＥＣＴ装置で、より有用であり、ガンマカメラ装置として空間分解能の等方性を重視する場合は、後記する第２の実施形態を用いる方が望ましい。
また、カメラ部１１の駆動機構が、入射面の体軸方向に直角方向の平行移動が可能なように対応していれば、体軸方向の撮像方式を周方向に適用してもよい。

《第２の実施の形態》
次に、本発明の第２の実施の形態に係る核医学診断装置であるガンマカメラ装置について、図２３から図２６を参照しながら説明する。
本実施の形態の核医学診断装置１Ｂの放射線撮像装置３Ｂは、基本的に第１の実施の形態と同じであるが、カメラ部１１（図中、１１Ａ、１１Ｂ）がガントリ１０に保持される部分の可動方向と、コリメータの形状および検出器の配置が第1の実施の形態と異なる。本実施の形態では、カメラ部１１のガントリ１０に保持される部分が、回転中心軸Ｘ１（第１の回転中心軸）と、カメラ部１１の入射面の中心を通る入射面と垂直の軸と直交し、回転中心軸Ｘ１に直交する回転中心軸Ｘ３（第３の回転中心軸）を有し、矢印Ｒ１および矢印Ｒ３で示す方向に回動可能となっているとともに、ガントリ１０の中心部分の円筒形の開口部１４の回転中心軸Ｘ２（第２の回転中心軸）を回転の中心として、前記開口部１４周囲を矢印Ｒ２のように旋回（公転）可能となっている。図２３中、カメラ部１１Ａの回転中心軸Ｘ１と回動方向を示す矢印Ｒ１を示すが、カメラ部１１Ｂも同様である。

さらに、カメラ部１１は、回転中心軸Ｘ２の径方向の内方および外方に矢印Ｙで示すように移動可能となっている。また、図２３ではカメラ部１１Ａ、１１Ｂは互いに１８０°対向するように配置してガントリ１０に保持されているが、互いに干渉しない範囲で、例えば、互いに９０°をなすように配置することも、また、カメラ部１１Ａ、１１Ｂを２つ並べて平面状に配置することも可能なことは第1の実施の形態と同じである。
その他は、第１の実施形態と同じである。第１の実施形態と同じ構成については、同一符号を付し、重複する説明を省略する。

（コリメータ）
本実施の形態におけるコリメータ３０Ｂの構造を図２４の（ａ）の部分斜視図で示す。本実施の形態におけるコリメータ３０Ｂは、第１の実施の形態のように回転中心軸Ｘ１の周方向（被検体２の体軸の周方向）だけでなく、回転中心軸Ｘ１の軸方向（被検体２の体軸方向）にもピンホールコリメータを複数並べて配置した形状をしており、コリメータ部材３０ｃ、３０ｄにより構成されている。
なお、コリメータ部材３０ｃ、３０ｄは、鉛、またはタングステン製であり、特に開口部３３近傍は孔形状を維持する観点からも硬度の高いタングステンを用いることが望ましい。
（ｂ）はコリメータ３０Ｂを入射面側から見た図であり、開口部３３は、最狭隘部分で周方向の孔幅Ｄｃｐ、体軸方向の孔幅Ｄｃａも１．２ｍｍ、つまり、コリメータ孔中心Ｐｃの位置において□１．２ｍｍの矩形の孔を有し、周方向にも体軸方向にも４．２ｍｍのピッチＷｃｐ、Ｗｃａで配列されている（図２５、図２６参照）。（ｃ）は（ａ）におけるＣ−Ｃ矢視でコリメータ３０Ｂの検出器２１側を見た図であり、１つの放射線通路３１に対して検出器２１が体軸方向および周方向に検出器幅Ｗｐ、Ｗａのピッチで３×３に配列されている（図２５、図２６参照）。検出器２１は、第１の実施の形態と同じであり、ＣｄＴｅ半導体を用い、外形寸法は周方向の検出器幅Ｗｐおよび体軸方向の検出器幅Ｗａが、例えば、共に１．４ｍｍである（図２５、図２６参照）。

図２５および図２６に、コリメータ３０Ｂの放射線通路３１と検出器２１の配置における体軸径方向断面および体軸方向縦断面を示す。
図２５、図２６に示すように回転中心軸Ｘ１とコリメータ孔中心Ｐｃとの距離Ｌおよび回転中心軸Ｘ３とコリメータ孔中心Ｐｃとの距離Ｌ_１は、例えば、それぞれ同じ１００ｍｍ、コリメータ孔中心Ｐｃと検出器実効中心Ｐ_Ｄとの距離Ｌｃは、例えば５０ｍｍである。

開口部３３の入射面側の周方向および体軸方向それぞれの開口角φ_１Ｐ、φ_１ａの半値は、ともに３．０９°、検出器２１側の周方向および体軸方向それぞれの開口角φｐ、φａの半値も、ともに１．７２°である。図２５のＢ部拡大は、第１の実施の形態における図１０の（ｅ）と同じである。図２６の開口部の拡大図は、省略するが図１０の（ｅ）と同じであり、その図においてφ_１Ｐをφ_１ａに、φｐをφａに読み直す。このような開口部３３の孔幅Ｄｃｐ、Ｄｃａ、入射面側の開口角φ_１Ｐ、φ_１ａ、検出器２１側の開口角φｐ、φａ、検出器幅Ｗｐ、Ｗａ、コリメータ孔中心Ｐｃと検出器実効中心Ｐ_Ｄとの距離Ｌｃ、それぞれの設定は、第１の実施の形態の周方向の孔幅Ｄｃｐ、開口角φ_１Ｐ、φｐに対して説明した考え方と同じである。

また、コリメータ孔中心Ｐｃにおける開口部３３の孔幅Ｄｃｐの図示しない中央Ｐ_Ｈから放射線通路３１の３×３配列の検出器２１の内の中央の検出器２１と、それに周方向に隣り合う検出器２１のそれぞれの検出器実効中心Ｐ_Ｄの配置ピッチを見込む角度θｐは１．６０°である。同様に、コリメータ孔中心Ｐｃにおける開口部３３の孔幅Ｄｃａの中央Ｐ_Ｈから放射線通路３１の３×３配列の検出器２１の内の中央の検出器２１と、それに体軸方向に隣り合う検出器２１のそれぞれの検出器実効中心Ｐ_Ｄの配置ピッチを見込む角度θａも１．６０°である。図示は省略するが、第１の実施の形態における図１０の（ａ）〜（ｄ）を参照して分かるように、１つの放射線通路３１を通して各検出画素の検出器２１に入射する見込み角は、いずれの検出器２１に対して、周方向、体軸方向にもほぼ同等の見込み角度である。

（画像構成方法）
次に、このコリメータ３０Ｂの構成と、検出器２１の配置を用いた核医学診断装置（ガンマカメラ装置）１Ｂの作用と画像再構成方法を簡単に説明する。
第２の実施の形態では、カメラ部１１の回転中心軸Ｘ１が、回転中心軸Ｘ２の周方向角度の一つのカメラ位置において、カメラ部１１の入射面が回転中心軸Ｘ２の径方向に垂直に内方を向いている状態を、回転中心軸Ｘ１および回転中心軸Ｘ３に対する周方向０°として、回転中心軸Ｘ１に対して０°を中心にして−１．６°、０°、＋１．６°の角度位置で撮像するとともに、それに、第１の実施の形態におけるＺ１方向のカメラ部１１の１．４ｍｍ幅の移動、もしくはＺ２方向のベッド部１２の１．４ｍｍ幅の移動を組み合わせる替わりに、回転中心軸Ｘ３の周方向への回動を組み合わせる。
回転中心軸Ｘ３の周方向への回動は、０°を中心にして−１．６°、０°、＋１．６°の角度位置で撮像する。

本実施の核医学診断装置１Ｂでは、カメラ部１１の入射面が回転中心軸Ｘ１、Ｘ３に対して０°の状態におけるカメラ部１１の入射面に対して垂直な方向から入射するγ線の成分を「垂直成分」と定義する。この入射面の角度設定状態において、「垂直成分」以外の体軸方向に斜めに入射面に向かうγ線成分、周方向に斜めに入射面に向かうγ線成分も含む複数本の異なる方向の投影が得られる。また、前記「垂直成分」はそれぞれの開口部３３を通して、各放射線通路３１の周方向、体軸方向に配置した検出器２１の一つにだけ入射する。
そこで、本実施の形態は、コリメータ３０Ｂの開口部３３の位置を周方向および体軸方向にずらすために回転中心軸Ｘ１および回転中心軸Ｘ３に対して０°を中心にして所定のステップ幅θｐ、または、ステップ幅θａだけ回動させた位置でも撮像し、それぞれのカメラ位置で「垂直成分」による検出器２１の出力（撮像分布）を集めることを特徴としている。

コリメータ孔中心Ｐｃと検出器実効中心Ｐ_Ｄ間の距離Ｌｃ、検出器幅Ｗｐとしてカメラ部１１の回動する回転中心軸Ｘ３の位置は、コリメータ孔中心Ｐｃと回転中心軸Ｘ３との距離をＬ_１として、整数ｎに対して（４）式で決める。整数ｎは、例えば、ｎ＝２とする。このとき回転中心軸Ｘ１に対し（３）式で与えられるステップ幅θａで回動し角度位置、−θａ、±０、＋θａにおいて撮像する。
Ｌ_１＝ｎ×Ｌｃ ・・・・・・・・・・・・・（４）
θａ＝ｔａｎ^−１（Ｗａ／Ｌｃ） ・・・・・・・・・・・・（５）
ただし、ｎは１つのコリメータ孔に対応する体軸方向１列分の検出画素数（この例では３）の倍数を除く整数。整数としているのは、図中に示している回転中心軸Ｘ３の位置が、γ線の入射方向と反対側である検出器側にあってもよいため（ｎ＜０を考慮）である。

本実施の形態における回転中心軸Ｘ１に対する所定の角度位置における撮像の作用は、第１の実施の形態において図１１から図１８を参照して説明したものと同じである。また、本実施の形態における回転中心軸Ｘ３に対する所定の角度位置における撮像の作用は、第１の実施の形態において図１１から図１８において、コリメータ３０Ａをコリメータ３０Ｂに、回転中心軸Ｘ１を回転中心軸Ｘ３に、検出器幅Ｗｐを検出器幅Ｗａに、角度θｐを角度θａに読み直せば良い。

中心軸Ｘ２（第２の中心軸）の周方向の１方向からの投影像を撮像する際に、中心軸Ｘ１（第１の中心軸）に対して所定のステップ幅θｐ、例えば、１．６°とし、中心軸Ｘ１回りの所定の角度位置、例えば、−１．６°、０°、＋１．６°で撮像する。さらに、中心軸Ｘ３（第３の中心軸）に対して所定のステップ幅θａ、例えば、１．６°とし、中心軸Ｘ３回りの所定の角度位置、例えば、−１．６°、０°、＋１．６°で撮像する。従って、放射線通路３１の入射面側の開口部３３周囲のセプタ部分の厚さだけ周方向および体軸方向に位置をずらし、かつ入射面の角度を変えて、中・高エネルギのγ線源からの投影を高解像度で撮像することができる。本放射線撮像装置３Ｂを用いた核医学診断装置１Ｂは、中心軸Ｘ２の１方向からの投影像を画像化する処理において、中心軸Ｘ１および中心軸Ｘ３に対する複数の角度位置で撮像された複数のデータセットを用いるので、セプタの影の効果が小さく、検出入射γ線のエネルギレベルに依らず同じ空間分解能の画像を得ることができる。

（効 果）
以上のように本実施の形態の放射線撮像装置３Ｂによれば、周方向に対して第１の実施の形態で得られた効果が体軸方向でも得ることができる。また、周方向と体軸方向の空間分解能が等しいため、周方向および体軸方向に対して、高エネルギγ線撮像において低エネルギγ線撮像と同程度の高空間分解能の撮像ができる。その結果、放射線通路３１間のセプタの投影面積分の感度低下がなく、感度の低下の生じない核医学診断装置を提供することができる。

第１の実施の形態と同様に、コリメータをγ線のエネルギに応じて変える必要性がない、すなわち、撮像対象とするγ線エネルギに依存しないコリメータとなり、高エネルギγ線撮像でも低エネルギγ線用の高分解能コリメータと同等の空間分解能を得ることができる。

本実施の形態の図２５において回転中心軸Ｘ１位置から距離Ｌだけ離れたコリメータ孔中心Ｐｃでの検出器２１と平行な平面で、投影ラインが検出器幅Ｗｐ間隔で並ぶようにステップ幅θｐを設定すれば、距離Ｌを式（２）で決める整数ｍの値を変えても、例えば、距離Ｌを図２５に示す１００ｍｍではなく、５０ｍｍや２００ｍｍにしても、同様に１．４ｍｍ間隔の投影像が得られる。
同様に、本実施の形態の図２６において回転中心軸Ｘ３位置から距離Ｌ_１だけ離れたコリメータ孔中心Ｐｃでの検出器２１と平行な平面で、投影ラインが検出器幅Ｗａ間隔で並ぶようにステップ幅θａを設定すれば、距離Ｌ_１を式（４）で決める整数ｎの値を変えても、例えばＬ_１を図２６に示す１００ｍｍではなく、５０ｍｍや２００ｍｍにしても、同様に１．４ｍｍ間隔の投影像が得られる。
なお、回転中心軸Ｘ１および回転中心軸Ｘ３は、本実施の形態では入射面側に配置するものとしたがそれに限定されない。コリメータ孔中心Ｐｃから検出器２１側に式（４）で決める距離Ｌおよび距離Ｌ_１の位置に設けても良い。また、距離Ｌと距離Ｌ_１は、同じ値であってもよいし、異なる値であっても良い。

（ＳＰＥＣＴ装置としての簡易的な使用方法）
なお、ＳＰＥＣＴ装置としての最適な使用法と詳細は第３の実施形態で述べるが、第１の実施の形態および第２の実施の形態における核医学診断装置１Ａ、１Ｂは、平面投影画像を生成するガンマカメラ装置としてだけではなく、原理上断層画像を生成するＳＰＥＣＴ装置としても使用できる。その場合に、前記高分解能の平面投影画像と同じ高分解能のＳＰＥＣＴ画像（断層画像）を得るには、カメラ部１１の入射面を回転中心軸Ｘ２と平行に保ち、回転中心軸Ｘ２回りに後記する式（７）にもとづく所定のステップ幅θ_{ＳＰＥＣＴ}の角度位置にカメラ部１１を位置決めして１つの投影方向の撮像するときに、さらに、回転中心軸Ｘ１に対して−θｐ、０°、＋θｐのそれぞれの角度位置にカメラ部１１を回動し位置決めして撮像する。このようにして、カメラ部１１を回転中心軸Ｘ２回りに旋回させて撮像を続け、また、その後、ベッド１２をＺ２方向に検出画素分の距離（＝検出器幅Ｗａ）移動させることを交互に繰り返す。
回転中心軸Ｘ２回りの所定の角度位置における撮像を行なう際の、カメラ部１１の回転中心軸Ｘ２回りの旋回と、回転中心軸Ｘ１回りの所定角度への回動の順は、前記に限らず、カメラ部１１を所定の回転中心軸Ｘ１回りの角度位置に固定して、回転中心軸Ｘ２回りの撮像後に、別の所定の回転中心軸Ｘ１回りの角度位置に固定して、回転中心軸Ｘ２回りの撮像をするという順でも良い。

第２の実施の形態において前記のようにＳＰＥＣＴ撮像を行なう場合、回転中心軸Ｘ３の回りには回動させず、第３の実施の形態と同様に被検体２を載せているベッド１２を１画素単位、つまり、ここではＷａ１．４ｍｍで体軸方向に移動し、カメラ部１１を体軸周囲に旋回させて撮像することで、体軸方向に斜めの投影ラインのデータも得られるため、より高密度なデータとなり、体軸方向の空間分解能も向上する。
このＳＰＥＣＴ装置としての用法の場合、データ処理装置５はその記憶部に、回転中心軸Ｘ２回りの１角度位置に対して、回転中心軸Ｘ１の−θｐ、０°、＋θｐ角度位置の３つの撮像データセットを記憶し、回転中心軸Ｘ２回りの１角度位置におけるガンマ線のカメラ部１１の入射面への前記「垂直成分」を回転中心軸Ｘ１の−θｐ、０°、＋θｐ角度位置の３つの撮像データセットから抽出して断層画像の画像化処理をする。つまり、データ処理装置５の画像処理部は、回転中心軸Ｘ２回りの１角度位置に対する回転中心軸Ｘ１の−θｐ、０°、＋θｐ角度位置のデータセットからカメラ部１１の入射面への前記「垂直成分」を抽出して、回転中心軸Ｘ２回りの１角度位置に対するサイノグラムデータセットとし、記憶部に記憶する。それを各回転中心軸Ｘ２回りの角度位置に対して行い、回転中心軸Ｘ２回りの全周分のサイノグラムデータのセットを記憶部に蓄積し、その後、蓄積された回転中心軸Ｘ２回りの全周分のサイノグラムデータのセットにもとづいて、ＳＰＥＣＴ画像（断層画像）を生成する。

《第３の実施の形態》
次に、本発明の第３の実施の形態に係る核医学診断装置であるＳＰＥＣＴ装置について、最適な使用方法を図２７および図２８を参照しながら説明する。
本実施の形態の核医学診断装置１Ｃの放射線撮像装置３Ｃは、基本的に第１の実施の形態と同じであるが、カメラ部１１が第1の実施の形態の矢印Ｚ１で示す方向の移動はしない点、コリメータ３０Ｃの形状と撮像方法の点で第1の実施の形態と異なる。同じ構成については、同一符号を付し、重複する説明を省略する。

本実施の形態におけるコリメータ３０Ｃは、第1の実施の形態における図８に示すコリメータ３０Ａに近い形状のものであるが、カメラ部１１の撮像時の回転中心が回転中心軸Ｘ１から回転中心軸Ｘ２になったことが第１の実施の形態と異なる。すなわち、図１１から図１８において回転中心軸Ｘ１を回転中心軸Ｘ２に、コリメータ３０Ａをコリメータ３０Ｃに、距離Ｌを距離Ｌ_{ＳＰＥＣＴ}に読み替える。また、開口部３３の入射面側の開口角φ_１Ｐおよび検出器側の開口角φｐの設定は、第１の実施の形態において図１０の（ａ）〜（ｄ）を用いて説明した同じ考え方で設定する。
開口部３３の周方向の孔幅Ｄｃｐ体軸方向の孔幅Ｄｃａは、それぞれ、例えば、１．２ｍｍ、１．４ｍｍである。開口部３３の周方向のピッチＷｃｐ、体軸方向のピッチＷｃａはそれぞれ、例えば、４．２ｍｍ、２．８ｍｍである。
検出器２１は、ＣｄＴｅ半導体を用いたものであり、外形寸法は第１の実施の形態と同じ、周方向の検出器幅Ｗｐ、体軸方向の検出器幅Ｗａともに、例えば、１．４ｍｍであり、検出器２１の奥行き長さＤは、例えば、１０ｍｍである。

ＳＰＥＣＴ撮像するときは、図２８に示すように、回転中心軸Ｘ２に対してコリメータ孔中心までの距離Ｌ_{ＳＰＥＣＴ}とコリメータ長さＬｃを（６）式の関係を保ちつつ（７）式で示すステップ幅θ_{ＳＰＥＣＴ}（＝θｐ）で体軸回りの角度位置を決めて撮像する。ガンマカメラでの実施の形態のように回転中心軸Ｘ1に対してカメラ部１１を回動させる必要はない。回転中心軸Ｘ２が回転中心軸Ｘ１の代わりとなり、カメラ部１１の回動動作は通常のＳＰＥＣＴ撮像のための旋回動作だけで十分である。
Ｌ_{ＳＰＥＣＴ}＝ｍ’×Ｌｃ ・・・・・・・・・・・・・（６）
θ_{ＳＰＥＣＴ}＝θｐ＝ｔａｎ^−１（Ｗｐ／Ｌｃ）≒Ｗｐ／Ｌｃ ・・・・・（７）
ただし、ｍ’は１つの開口部３３に対応する周方向１列分の検出画素数（この例では３）の倍数を除く自然数である。この理由は、例えば、ｍ’＝３にすると、回転中心軸Ｘ２回りのステップ幅θ_{ＳＰＥＣＴ}の角度位置で撮像すると、所定の角度位置の前後の角度位置におけるカメラ部１１の入射面への斜めの投影ラインの周方向位置が、前記所定の角度位置におけるカメラ位置の正面方向の投影ラインと重なってしまうためである。

次に、回転中心軸Ｘ２の配置とステップ幅θ_{ＳＰＥＣＴ}の効果と、画像再構成方法について説明する。
通常のパラレルホールコリメータを用いたＳＰＥＣＴ撮像においては、カメラ部１１の回転中心軸Ｘ２に対する１つのカメラ位置である角度位置（回転ステップ）につき、カメラ部１１の入射面に垂直なγ線成分の投影（プロジェクション）が得られる。本実施の形態では、第１の実施の形態において図１１から図１５で説明したように、一つのカメラ位置で周方向に複数本の異なる方向の投影ラインのγ線成分が１つの放射線通路３１に入射可能であり、その個々の投影ラインに対応する検出器２１に撮像分布が得られる。カメラ部１１の入射面に垂直な投影ラインのγ線成分は、周方向に飛び飛びの位置の検出器２１において得られる。

第１の実施の形態で説明したように、ある所定の回転ステップに対して、その前後の回転ステップにおいて得られる周方向に斜め方向の投影ラインは、前記のある所定の回転ステップのカメラ位置における周方向の飛び飛びのカメラ部１１の入射面に垂直な投影ラインをちょうど補完するものである。すなわち、θ_{ＳＰＥＣＴ}＝θｐとすると、データ処理装置５の画像処理部において、第１の実施の形態の図１１から図１８で説明したように、回転中心軸Ｘ２に対する１つの周方向の角度位置θｘ°において、径方向に垂直に面したカメラ部１１の入射面へ入射するγ線の「垂直成分」を、角度位置θｘ°に加え、その前後の（θｘ−θｐ）°、（θｘ+θｐ）°の角度位置で撮像したデータセットから角度位置θｘ°位置における「垂直成分」のデータを抽出することで、サイノグラムデータにおける１つのプロジェクションデータセットを得ることができる。それを回転中心軸Ｘ２回りの前記所定の各角度位置に対して行い、回転中心軸Ｘ２回りの全周分のサイノグラムデータのセットを記憶部に蓄積し、その後、蓄積された回転中心軸Ｘ２回りの全周分のサイノグラムデータのセットにもとづいて、ＳＰＥＣＴ画像（断層画像）を再構成する。

このようにして得られたサイノグラムデータセットは、パラレルホールコリメータと同等の全方向のプロジェクションデータと同じものとなる。撮像は被検体２の周囲を回転するだけであり、通常のＳＰＥＣＴ装置と変わらず、一周の撮像に要する時間は変わらない。

ＳＰＥＣＴ装置で画像再構成に必要な角度サンプリング数（回転ステップ数）Ｎは、画像のピクセルサイズをＳａ（ｍｍ）とし、視野の直径をＤ_ＦＯＶ（ｍｍ）とすると、次式（８）で求まるＮ以上とするのが望ましいとされている。
Ｎ＝π・Ｄ／２Ｓａ ・・・・・・・・・・・（８）
なお、ピクセルサイズをＳａ（ｍｍ）は、必ずしも検出器サイズＷｐと等しくする必要はない。
このときのステップ幅の最大値θｍａｘ（ｒａｄ）は次式（９）から求まる。
θｍａｘ＝２π／Ｎ＝４Ｓａ／Ｄ_ＦＯＶ ・・・・・・（９）
基本的にはステップ幅の最大値θｍａｘ以下の角度ステップでサイノグラムデータを収集する必要がある。今、回転中心軸Ｘ２を中心としたカメラの回転半径をＬ_{ＳＰＥＣＴ}とするとＤ_ＦＯＶ＝２Ｌ_{ＳＰＥＣＴ}であり、θｍａｘは次式のように書き改められる。
θｍａｘ＝２Ｓａ／Ｌ_{ＳＰＥＣＴ} ・・・・・・・・・（１０）
これ以下の角度でサンプリングすることが、ピクセルサイズＳａで画像再構成するための要件である。
したがって、本実施の形態において画像再構成を行うための条件は、θ_{ＳＰＥＣＴ}＝θｐ≦θｍａｘ、すなわち、式（７）、式（１０）から次式のようになる。
Ｌ_{ＳＰＥＣＴ}≦（２Ｓａ／Ｗｐ）×Ｌｃ ・・・・・・（１１）

ところで、ＳＰＥＣＴ画像の総合空間分解能Ｒｔ（ｍｍ）は、カメラ部１１のシステム分解能Ｒｓ（ｍｍ）とピクセルサイズＳａにより、次式（１２）、（１３）で与えられる。
Ｒｔ＝（Ｒｓ^２＋Ｓａ^２）^１／２＝（Ｒｉ^２＋Ｒｇ^２＋Ｓａ^２）^１／２ ・・・・・（１２）
Ｒｓ＝（Ｒｉ^２＋Ｒｇ^２）^１／２ ・・・・・・・・・（１３）
ただし、Ｒｉは検出器２１の固有分解能、Ｒｇはコリメータ３０Ｃの幾何分解能である。
この式から、ピクセルサイズＳａは小さいほど総合空間分解能Ｒｔがシステム分解能Ｒｓに近づき、画質はよくなるが、Ｓａを小さくすると回転ステップ数が増えることになり、データの収集時間（撮像時間）が長くなる。通常、ＳＰＥＣＴ画像のピクセルサイズＳａは、サンプリング定理からの要求として、システム分解能Ｒｓの１／２以下の値にする必要がある。ピクセル型検出器ではない、従来のシンチレータ検出器では、ピクセルサイズＳａはシステム分解能Ｒｓの１／２の値に近いピクセルサイズＳａになる所定のマトリクスサイズ（例えば、１２８×１２８マトリクス）を選択することで決められている。このマトリクスサイズではピクセルサイズＳａは、４ｍｍ程度となる。

一方、ピクセル型の検出器２１の場合、可能なピクセルサイズＳａは最小でＷｐであり、ピクセルサイズＳａとしてはこの倍数を選択することになる。仮にピクセルサイズＳａ＝Ｗｐ（＝１．４ｍｍ）とした場合は、式（１１）より、Ｌ_{ＳＰＥＣＴ}≦２Ｌｃの関係を満たす必要がある。Ｓａ＝２Ｗｐ（＝２．８ｍｍ）とした場合は、Ｌ_{ＳＰＥＣＴ}≦４Ｌｃとなる。例えば、Ｌｃ＝５０ｍｍとすると、Ｌ_{ＳＰＥＣＴ}＝２００ｍｍという値をとることができる。これは、頭部が十分入る大きさである。
このときのθ_{ＳＰＥＣＴ}＝θｐ、は第１の実施の形態と同じ１．６度であり、画像再構成の要件のステップ幅の最大値θｍａｘをも満たし、回転中心軸Ｘ２周りの１周の撮像に対してパラレルホールコリメータと同等の条件である。
さらにＳａ＝３Ｗｐ（＝４．２ｍｍ）とした場合は、Ｌ_{ＳＰＥＣＴ}≦６Ｌｃとなり、Ｌｃ＝５０ｍｍとすると、Ｌ_{ＳＰＥＣＴ}＝３００ｍｍとなり、体が入る大きさを確保することができ、高エネルギγ線撮像でも従来のＬＥＨＲと同程度の画像を得ることができる。

なお、このＳＰＥＣＴ装置として、体軸の周方向にカメラ部１１を周回させる場合、ベッド１２を体軸方向に所定幅、例えば、検出器幅Ｗａだけステップ的に移動させて撮像することにより、コリメータ３０Ｃのコリメータ部材３０ｂによる影の影響が緩和でき、体軸方向にも高分解能の画像を得ることができる。

（効 果）
本実施の形態の核医学診断装置１Ｃは検出画素１つに１つの検出器２１が対応しており、検出器２１の離散化した位置情報と、隣接する検出器２１への入射を無視しうる範囲内で、斜めの入射γ線を回転ステップ毎に時分割して再構成することで、分解能を落とさずにコリメータ３０Ｃの開口部３３の数を少なくできる。その結果、隣接する孔と孔との間隔が広いため、十分なセプタ厚を確保したのと同じ効果を有し、ペネトレーションを十分に抑えることで、高エネルギγ線でも高分解能を達成しうる。
このように本発明の最大の効果としては、コリメータをγ線のエネルギによって変える必要性の本質的要因であったセプタ厚の影響が排除できる、すなわち、撮像対象とするγ線エネルギに依存しないコリメータとなり、高エネルギγ線撮像でも低エネルギγ線用の高分解能コリメータ同等の空間分解能を得ることができる点にある。

このことは撮像に利用する可能性のγ線のうち、最大のエネルギのγ線に対応したセプタ厚のコリメータ３０Ｃとすることにより、γ線のエネルギの異なる複数核種での撮像においても高いエネルギの核種に合わせて分解能の劣るコリメータを選択する必要がない、また、エネルギレンジによって手間のかかるコリメータの交換の必要がないことを意味する。
また、セプタによって生じていたデッドスペース分の入射面積のロスがなくなり、感度も向上する。もちろん、セプタの陰影による感度ムラは生じない。
本実施の形態によれば、開口部３３を小さくすることができるため、周方向および体軸方向に対して、高エネルギγ線撮像において低エネルギγ線撮像と同程度の高空間分解能の撮像ができる。

本実施の形態では図１１のように回転中心軸Ｘ２の周方向の一つの角度位置で、カメラ部１１の入射面に垂直な方向以外の周方向に斜めに入射面に向かうγ線成分も含む複数本の異なる方向の投影が得られるが、この斜めに入射面に向かうγ線成分を、隣接する周方向の角度位置における「垂直成分」として利用するだけなので、サンプリングするステップ幅θ_{ＳＰＥＣＴ}は通常のＬＥＨＲパラレルホールコリメータと同じである。従って、ＳＰＥＣＴ撮像に当たって、体軸回りを３６０°１周するのに要する時間は通常のＬＥＨＲパラレルホールコリメータと同じである。

高エネルギγ線用のパラレルホールコリメータと比較するならば、セプタの厚みによる開口面積のロスの影響がないため、感度が向上し、撮像時間を短縮することができる。例えば図２２に示すＨＥＧＰパラレルホールコリメータ３６Ｂではおよそ５０％もの面積がセプタによって失われており、この分が有効になるだけでも同じ開口部の孔径では倍近い感度の向上が見込まれ、半分の撮像時間とすることができる。開口部の孔径を小さくすることができるため、高エネルギγ線撮像において低エネルギγ線撮像と同程度の高空間分解能の撮像ができる。体軸方向については通常のパラレルホールコリメータと同じ構造であるため、パラレルホールコリメータと同様の空間分解能が得られる。

また、図２８において回転中心軸Ｘ２位置から距離Ｌ_{ＳＰＥＣＴ}だけ離れたコリメータ孔中心Ｐｃでの検出器２１と平行な平面で、投影ラインが検出器幅Ｗｐ間隔で並ぶようにする。すなわち、（６）式に示すＬ_{ＳＰＥＣＴ}＝ｍ’×ＬｃのようにＬ_{ＳＰＥＣＴ}を設定すれば、整数ｍ’の値を変えても、例えば、Ｌ_{ＳＰＥＣＴ}だけを、単独でさらに長くしても、または、逆に短くしても同様に１．４ｍｍ間隔の全プロジェクションが得られる。

本実施の形態においても第１の実施の形態のように本核医学診断装置１Ｃをガンマカメラ装置として平面投影画像の生成に使用することができる。例えば、回転中心軸Ｘ１をコリメータ孔中心Ｐｃに対して検出器２１側に設け、回転中心軸Ｘ１とコリメータ孔中心Ｐｃとの距離Ｌを距離Ｌｃと同一とすると、第１の実施の形態と同様な平面投影画像を生成するためのガンマカメラ装置として使用することができる。この場合は、回転中心軸Ｘ２の任意の周方向角度の１位置に対して、回転中心軸Ｘ１の回りに−θｐ、０、+θｐと、３点で撮像することにより、第１の実施の形態と同じく、ガンマカメラ装置としての平面投影画像も生成できる。

（第３の実施の形態の変形例）
次に、本実施の形態における第１の変形例を説明する。変形例では本実施の形態で用いたコリメータ３０Ｃの代わりに、第２の実施の形態における図２４に示すコリメータ３０Ｂに近い形状のもので１つの放射線通路３１に対して検出器２１が体軸方向および周方向に検出器幅Ｗｐ、Ｗａのピッチで３×３に配列されているが、長さＬｃが異なるコリメータを用いる。その結果、入射面側の開口角φ_１Ｐ、φ_１ａ、検出器側の開口角φｐ、φａ、角度θｐが第２の実施の形態における値と異なる。開口部３３の周方向の孔幅Ｄｃｐ体軸方向の孔幅Ｄｃａは、例えば、１．２ｍｍである。開口部３３の周方向のピッチＷｃｐ、体軸方向のピッチＷｃａは、例えば、４．２ｍｍである。
検出器２１は、ＣｄＴｅ半導体を用いたものであり、外形寸法は第１の実施の形態と同じ、周方向の検出器幅Ｗｐ、体軸方向の検出器幅Ｗａともに、例えば、１．４ｍｍであり、検出器２１の奥行き長さＤは、例えば、１０ｍｍである。

本変形例におけるコリメータは体軸方向もコリメータ３０Ｃの周方向と同様な構成となっているため、カメラ部１１を体軸の周方向に所定のステップ幅θ_{ＳＰＥＣＴ}で周回させて撮像すると、検出器２１は、体軸方向に斜めに入射するγ線の成分も取り込むことになる。そこで、第２の実施の形態と同様にカメラ部１１に回転中心として回転中心軸Ｘ３を設けて、θａ＝θｐとして、回転中心軸Ｘ３の周方向の角度位置を−θａ、０、＋θａと固定してカメラ部１１を体軸周りに回転させて撮像し、データ処理装置５において、体軸方向の断面においてγ線の「垂直成分」（回転中心軸Ｘ２の径方向外方成分）を取り出して画像再構成をするようにしても良い。
しかし、その撮像結果は、第３の実施の形態において被検体２を載せているベッド１２を１画素単位、つまり、ここでは１．４ｍｍで体軸方向に移動し、カメラ部１１を体軸周囲に旋回させて撮像することで、検出器２１単位で撮像した画像と同じになる。

ただし、体軸方向の１つの位置における周方向の一連の所定の角度位置の撮像において、回転中心軸Ｘ３周りの所定の角度位置における３回のステップを設けることなく、体軸方向に斜めに入射するγ線の検出信号を利用することで十分な精度の断層画像を得ることができるため、回転中心軸Ｘ３に対してカメラ部１１を０°の角度位置に固定しても撮像は可能である。その場合、回転中心軸Ｘ３の回りには回動させず、第３の実施の形態と同様に被検体２を載せているベッド１２を１画素単位、つまり、ここではＷａ１．４ｍｍで体軸方向に移動し、カメラ部１１を体軸周囲に旋回させて撮像することで、体軸方向に斜めの投影ラインのデータも得られるため、より高密度なデータとなり、体軸方向の空間分解能も向上する。

第１の変形例におけるコリメータを別の形状とした第２の変形例のコリメータ３０Ｄを図２９に示す。コリメータ３０Ｄは入射面側の開口部３３を周方向のピッチＷｃｐを７ｍｍ、体軸方向のピッチＷｃａを４．２ｍｍとしたものである。この場合は、図示を省略するが、検出器幅Ｗｐ＝Ｗａ＝１．４ｍｍの検出器２１が放射線通路３１の検出器側に周方向に５個、体軸方向に３個の５×３のマトリックスで配置される。このようにすることで、開口部３３の数を減らすことができ、コリメータの製作コストを下げることができる。

なお、第１の実施の形態から第３の実施の形態およびその変形例におけるコリメータ３０Ａ、３０Ｂ、３０Ｃ、３０Ｄの開口部３３は、コリメータ孔中心Ｐｃの入射面側および検出器側の両方に開口角を有するものとしたが、それに限定されるものではない。図３０に示すように検出器側にのみ開口角を持たせるものとしても良い。
また、開口部３３の孔形状を矩形として説明してきたが、それに限定されるものではなく、円形または楕円形でも良い。ただし、検出器２１内に撮像に寄与しない部分ができるため、矩形の孔にするのが望ましい。さらに、コリメータ３０Ａ、３０Ｂ、３０Ｃ、３０Ｄの放射線通路３１の体軸方向および周方向の配置を方形格子の配列としたがそれに限定されるものではない。例えば、体軸方向に周方向のピッチＷｃｐの半値幅だけ交互にずらして配置して、三角格子の配列としても良い。

《第４の実施の形態》
次に、第１の実施の形態におけるコリメータ３０Ａの構造を低エネルギγ線撮像用に適用する場合の第４の実施の形態について説明する。本実施の形態は、第１の実施の形態および第３の実施の形態の核医学診断装置において、次に説明するような低エネルギγ線用のコリメータを組み合わせて用いるものである。
図３１に示すようにコリメータ３０Ｅは、図８に示す高エネルギγ線用のコリメータ３０Ａを低エネルギγ線用に適用したものであり、コリメータ部材３０ｂの厚さが０．２ｍｍ、開口部３３は周方向のピッチＷｃｐが４．２ｍｍ、体軸方向のピッチＷｃａが１．４ｍｍとなっている。低エネルギγ線の撮像を行なう場合に、第１の実施の形態、第３の実施の形態の核医学診断装置のコリメータ３０Ａ、３０Ｃの代わりに適用可能である。

《第５の実施の形態》
次に、本発明の第５の実施の形態を説明する。本実施の形態では、第１から第４の実施の形態における核医学診断装置におけるコリメータ３０Ａ〜３０Ｅの代わりに図３２から図３５に示すような構造のコリメータを適用する。
第１の実施の形態から第４の実施の形態におけるコリメータ３０Ａ〜３０Ｅでは、放射線通路３１をする側壁全体がγ線を遮蔽する遮蔽金属材料、例えば、鉛、タングステン等のコリメータ部材３０ａ、３０ｂまたはコリメータ部材３０ｃ、３０ｄで構成されていたがこれに限定されるものではない。以下に、低エネルギγ線用を例に、コリメータが後記する初段コリメータ部材、中段コリメータ部材、終段コリメータ部材を重ねて構成されたものを説明する。低エネルギγ線用であるため、検出器奥行き長さ５ｍｍ（ＮａＩシンチレータでおよそ８ｍｍ相当）にしてある。

図３２に示すコリメータ３７Ａは、例えば、タングステンで構成されたγ線入射側の初段コリメータ部材３７ａと、検出器２１側の鉛で構成された終段コリメータ部材３７ｚとの間に複数枚の鉛で構成された中段コリメータ部材３７ｂ、３７ｃと、各コリメータ部材の間を埋め放射線通路３１の連続した側壁を構成する樹脂等のスペーサ部材３８とからなる。各開口部３３から検出器側に向かって周方向に３個の検出器２１が見込めるようになっており、各検出器２１に対して得られる線源からの投影ラインは図３２に示すように斜めの線を含んだものになる。

鉛の遮蔽厚（通過距離）は、入射線に対しγ線のペネトレーションを１％以下にするためには、斜めの入射γ線に対して全コリメータの総厚として、１４０ｋｅＶの^９９ｍＴｃではおよそ２ｍｍ程度、３００ｋｅＶのγ線を放出する^６７Ｇａではおよそ１５ｍｍ、３６４ｋｅＶのγ線を放出する^１３１Ｉではおよそ２５ｍｍ、５１１ｋｅＶのγ線を放出する^１８Ｆ（ポジトロン放出核種）ではおよそ３０ｍｍの厚みを持っていれば十分な遮蔽性能が得られる。図３２は^９９ｍＴｃを想定したもので、どのような斜めのγ線入射においても２ｍｍ以上の鉛通過厚が得られるようにし、隣接する放射線通路３１への影響をなくしたものである。他のγ線エネルギの核種を使用する場合には、そのγ線エネルギに見合った厚みの初段コリメータ部材３７ａ、中段コリメータ部材３７ｂ、３７ｃ、終段コリメータ部材３７ｚを用いれば良い。各コリメータ部材の長さ方向を厚くするだけなので、容易に製作することができ、所要の空間分解能や感度を得ることができる。

図３３に示すように等間隔に中段コリメータ部材３７ｂ〜３７ｉを配置しても良い。
また、より薄いコリメータ部材を放射線通路３１用の孔径を変えて多数用意し、多層に積層しても良い。その場合、放射線通路３１用の孔自体にテーパーをつけずとも所要の開口角のコリメータを作ることが出来る。
また図３４のように初段コリメータ部材３７ａに連なる中段コリメータ部材３７ｂ、３７ｃ、終段コリメータ部材３７ｚを長さの短いパラレルホールコリメータと同じ形状とし、それを重ねても良い。図３４では、コリメータ部材間のスペーサ部材３８を省略して示してある。また、スペーサ部材３８を介さず直接コリメータ部材３７ａ〜３７ｚを段積みして構成しても良い。

以上、例示した図３２から図３４のコリメータ３７Ａ、３７Ｂ、３７Ｃにおいて、各コリメータ部材の形状はこれに限定されるものではない。隣接する放射線通路３１へのペネトレーションを抑えることさえできれば、コリメータ３０Ａ〜３０Ｅと同様の作用、効果が得られる。
従来のように検出器２１毎にパラレルホールコリメータの放射線通路３１を形成する構造ではないので、放射線通路３１の数も少なく、機械加工で孔を開けた鉛板を組み合わせて製造することができ、ピクセル型の半導体放射線検出器２１の特長を生かす有効なコリメータが実現できる。それほど高いγ線エネルギでなければ、放射線通路３１の側壁を全て遮蔽金属材料で構成する必要はない。遮蔽能力が足りればステンレス等でも構わない。また、複数枚に分割することで加工が容易になるし、スペーサ部材３８を使用することでコリメータの重量を低減できる。スペーサ部材３８と、初段コリメータ部材３７ａ、中段コリメータ部材３７ｂ、３７ｃ、・・・、終段コリメータ部材３７ｚ等との接続は、容易である。また、鉛等の柔らかくて精度の維持が困難な遮蔽金属材料では比較的硬い樹脂で挟み込むことで強度と形を維持できる。
特に、コリメータ３７Ｃでは、中段コリメータ部材３７ａ、３７ｂ、終段コリメータ３７ｚは放射線通路３１を形成する孔が大きく、長さも短いパラレルホールの形状であり製造しやすい。また初段コリメータ部材３７ａは、厚みがそれほど厚くならず、セプタも厚いので十分製造可能である。

さらに、図３５に示すように低γ線エネルギでは検出器２１の奥行き長さＤを薄くできるため、式（１）で決まる開口角φｐの目安も大きな角度とすることができ、１つの放射線通路３１に、周方向に配置する検出器２１の数も、例えば、５個に増やすことが可能となり、４本の周方向の斜め投影ラインを利用することが可能となる。このコリメータ３７Ｄを第１の実施の形態のガンマカメラ装置に適用する場合、回転中心軸Ｘ２に対する１つの角度位置における平面投影画像の生成のためには、回転中心軸Ｘ１の周方向の５個の角度位置分で1方向の「垂直成分」のプロジェクションを得る。また、第３の実施の形態に適用して、ＳＰＥＣＴ撮像時の回転中心軸Ｘ２周りのステップ幅θ_{ＳＰＥＣＴ}を式（３）で決まるθｐと一致させ、回転中心軸Ｘ２周りの全周の回転ステップを収集すれば全方向のプロジェクションが得られるので、撮像時間はパラレルホールコリメータを用いた場合と変わらない。コリメータの周方向の開口部３３の数が減るので、製作がより容易になり、コリメータの製作コストも低減することができる。

（各実施の形態のコリメータとピクセル型半導体放射線検出器による分解能）
次に、以上の第１〜第５の各実施の形態に適用するコリメータとピクセル型の半導体放射線検出器２１の組み合わせによる分解能について説明する。
従来のＮａＩシンチレータのＳＰＥＣＴ装置ではγ線の位置計測には複数の光電子増倍管の出力信号から重心演算により放射線検出位置を決定する。すなわち、アナログ的な位置出力を持った計測装置である。シンチレータは９ｍｍ〜１５ｍｍ程度の厚みがあり、入射γ線が反応したシンチレーション光分布と光電子増倍管による重心演算による統計的なばらつきのために検出器自身の空間分解能（固有分解能）は約３ｍｍが限界である。

近年、開発されてきている画像ピクセルに対応した離散的な検出器２１単位、いわゆるピクセル型のＣｓＩ（Ｔｌ）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γ線を直接電気信号に変換することのできるピクセル型の半導体放射線検出器（非特許文献２）等、デジタル的な位置出力を持った核医学診断装置では、検出器２１の幅は１．４ｍｍのものも開発されており、固有分解能に相当する値としては１ｍｍ台とすることも可能である。
このようにピクセル型の検出器２１を用いたＳＰＥＣＴ装置、ガンマカメラ装置は検出器幅を小さくすることにより、シンチレータの固有分解能の限界３ｍｍ台よりも小さくすることができる。これらの装置のシステム分解能Ｒｓは前記した式（１３）で決まる。

コリメータの幾何分解能は撮像対象との距離が増えるにつれて大きくなり、平行多孔（パラレル）のＬＥＨＲ（低エネルギ高分解能）コリメータでさえ、１０ｃｍの距離で空間分解能ＦＷＨＭは７ｍｍ程度もあり、システム分解能は７〜８ｍｍになっている。このようにコリメータの幾何分解能の方が検出器の固有分解能よりもはるかに大きいため、ほとんどコリメータの幾何分解能によってシステム分解能が決まっているといって良い。このため、ピクセル型の素子の特長である固有分解能のよさを生かすことができていなかった。
固有分解能のよさ生かす方法としては、ピクセルマッチドのパラレルもしくはファンビームコリメータを用いた近接撮像やセプタのないピンホールコリメータを用いる方法がある。

しかし、ピンホールコリメータは前記したように視野周辺部では画像がぼやけることになる。さらに、ファンビームやピンホールは像の拡大や感度向上が見込めるが、視野（ＦＯＶ）が狭くなるというディメリットがある。周辺視野まで解像度を保ちつつ、被検体２を撮像するには検出器２１と大きさ、位置ともに一致したピクセルマッチド・パラレルホールコリメータが望ましい。感度は低下するものの、コリメータの幾何分解能の影響を少なくするために深部での空間分解能を向上させる長尺のコリメータが必要である。仮に検出器２１が１．４ｍｍ幅だとすると、コリメータから１０ｃｍの距離でのシステム分解能で４ｍｍを達成するには、コリメータの長さがおよそ５ｃｍ必要である。システム分解能を３ｍｍにするにはおよそ１０ｃｍものコリメータ長さが必要である。

このような開口部３３が小孔径でセプタが薄く長尺のピクセルマッチド・パラレルコリメータ、特に、放射線通路３１の断面形状が矩形のものを製作するのは現在の鋳込みによる製造方法では極めて困難であり、大きな課題の１つとなっている。
しかし、前記第５の実施の形態に記述した構成のコリメータ３７Ａ〜３７Ｃを適用すれば、高分解能のコリメータが容易に実現できる。

さらに低エネルギの撮像といえども、パラレルホールコリメータではセプタの陰影による入射面積の損失（デッドスペース）による感度の低下は1つの課題である。現在のコリメータではセプタ厚は０．２ｍｍが限界であるため、仮に１．４ｍｍ幅の検出器２１ではおよそ２６％の入射面積がデッドスペースとなっている。本発明ではこのような課題を解決し、ピクセル型の検出器の優れた固有分解能を生かすことができる。

本発明は、以上のように特に中高エネルギγ線撮像において低エネルギγ線撮像並みの優れた性能を有し、パラレルホールコリメータを用いたシステムとほぼ同等の視野で、使用するエネルギレンジに応じてコリメータを交換する必要もなく、セプタの影響のない感度の高い実用的な放射線撮像装置、および、ガンマカメラ装置、ＳＰＥＣＴ装置等の核医学診断装置を提供することができる。

本発明の第１の実施の形態に係る核医学診断装置（ガンマカメラ装置）を示す全体斜視図である。 放射線撮像装置のカメラ部を示す部分断面図である。 ピクセル型の半導体放射線検出器を示す斜視図である。 ピクセル型の半導体放射線検出器を示す斜視図である。 ピクセル型の半導体放射線検出器を示す斜視図であり、（ａ）は入射面側を示し、（ｂ）は入射面の反対側面を示す斜視図である。 ピクセル型の半導体放射線検出器を示す斜視図である。 ピクセル型のシンチレータ検出器を示す斜視図である。 コリメータの構造図であり、（ａ）はコリメータの放射線通路を示す部分斜視図であり、（ｂ）は入射面側の孔形状を示す図であり、（ｃ）は（ａ）におけるＡ−Ａ矢視の検出器配置を示す図である。 コリメータの放射線通路と検出器の周方向配置を示す断面図である。 コリメータの１つの放射線通路の周方向断面の拡大図であり、（ａ）は角度θｐを説明する図、（ｂ）から（ｄ）は放射線通路に含まれる３つの検出器の見込み角を説明する図であり、（ｅ）は放射線通路の開口部の入射面側および検出器側の開口角を説明する図である。 コリメータの投影ラインを示す図である。 角度位置０°の場合の入射γ線の垂直成分の投影ラインを示す図である。 角度位置−１．６°の場合の入射γ線の垂直成分の投影ラインを示す図である。 角度位置＋１．６°の場合の入射γ線の垂直成分の投影ラインを示す図である。 角度位置０°、−１．６°、＋１．６°の撮像を重ね合わせ、１投影方向の投影像が完成することを示す図である。 点線源の撮像において角度位置−１．６°の場合の、（ａ）は入射γ線の投影ラインを示す図であり、（ｂ）はその検出信号を示す図である。 点線源の撮像において角度位置０°の場合の、（ａ）は入射γ線の投影ラインを示す図であり、（ｂ）はその検出信号を示す図である。 点線源の撮像において角度位置＋１．６°の場合の、（ａ）は入射γ線の投影ラインを示す図であり、（ｂ）はその検出信号を示す図である。 図１６、図１７および図１８における角度位置−１．６°、０°、＋１．６°の撮像結果から「垂直成分」による出力だけを取り出して重ね合わせ画像化した、１投影方向の垂直成分の分布を示す図である。 比較例として参考に示す低エネルギγ線用高空間分解能パラレルホールコリメータを用いて点線源を撮像した場合の撮像分布を説明する図である。 比較例として参考に示す第１の実施の形態におけるコリメータを用いてＮａＩシンチレータで撮像した場合の撮像分布の例を示す図である。 比較例として参考に示すパラレルホールコリメータ（高エネルギ用汎用：ＨＥＧＰ）を用いてＮａＩシンチレータで撮像した場合の撮像分布の例を示す図である。 本発明の第２の実施の形態に係る核医学診断装置（ガンマカメラ装置）を示す全体斜視図である。 コリメータの構造図であり、（ａ）はコリメータの放射線通路を示す部分斜視図であり、（ｂ）は入射面側の孔形状を示す図であり、（ｃ）は（ａ）におけるＣ−Ｃ矢視の検出器配置を示す図である。 コリメータの放射線通路と検出器の周方向配置を示す断面図である。 コリメータの放射線通路と検出器の体軸方向配置を示す断面図である。 本発明の第３の実施の形態に係る核医学診断装置（ＳＰＥＣＴ装置）を示めす全体斜視図である。 コリメータの放射線通路と検出器の周方向配置を示す断面図である。 第３の実施の形態におけるコリメータの第２の変形例を示す図である。 コリメータの開口部の変形例を説明する図である。 第４の実施の形態におけるコリメータを示す図である。 第５の実施の形態におけるコリメータを示す図である。 第５の実施の形態におけるコリメータを示す図である。 第５の実施の形態におけるコリメータを示す図である。 第５の実施の形態におけるコリメータを示す図である。

符号の説明

１Ａ、１Ｂ、１Ｃ 核医学診断装置
２ 被検体
３Ａ、３Ｂ、３Ｃ 放射線撮像装置
５ データ処理装置
１０ ガントリ
１１Ａ、１１Ｂ カメラ部
１２ ベッド
１３ 表示装置
１４ 開口部
２１ 放射線検出器
２１Ａ、２１Ｂ、２１Ｃ、２１Ｄ 半導体放射線検出器（放射線検出器）
２１Ｅ シンチレータ検出器（放射線検出器）
２１ａ、２１ｃ、２１ｅ 電極
２１ｂ 入射面
２１ｄ 共通電極
２１ｇ シンチレータ
２１ｈ フォトダイオード
２３ 検出器基板
２４ ＡＳＩＣ基板
２５ 集積回路（ＡＳＩＣ）
２６ シールド筐体
２７ ＦＰＧＡ
３０、３０Ａ、３０Ｂ、３０Ｃ、３０Ｄ、３０Ｅ コリメータ
３０ａ、３０ｂ、３０ｃ、３０ｄ コリメータ部材
３１ 放射線通路
３３ 開口部
３５ 開口部
３７Ａ、３７Ｂ、３７Ｃ、３７Ｄ コリメータ
３７ａ 初段コリメータ部材
３７ｂ、３７ｃ、３７ｄ、３７ｅ、３７ｆ、３７ｇ、３７ｈ、３７ｉ 中段コリメータ部材
３７ｚ 終段コリメータ部材
３８ スペーサ部材
７０ 点線源
７１ 体積線源

Claims (22)

1. 第１の回転中心軸を中心に回動可能なカメラ部を備え、該カメラ部は、その入射面側に複数の放射線通路が形成されたコリメータと、各放射線通路に対して放射線通路を通過する放射線を検出する複数の放射線検出器と、を有する放射線撮像装置において、
   前記コリメータの放射線通路は、前記放射線検出器側に向かって断面が、末広がりとなる形状であって、
   前記放射線検出器は、所定のサイズのものが各放射線通路に対して前記回動方向に複数配置されており、
   前記カメラ部は、１方向からの投影像を撮像する際に、前記回動方向における前記放射線検出器のサイズに応じて設定された前記第１の回転中心軸に対する複数の角度位置で撮像することを特徴とする放射線撮像装置。
2. 前記コリメータの放射線通路を形成する側壁のうち、少なくとも前記放射線通路の断面が前記放射線検出器に向かって末広がりとなる形状である壁面側が、放射線を遮蔽する複数枚の遮蔽金属からなるコリメータ部材を多段に配置した構成、または放射線を遮蔽する複数枚の遮蔽金属からなるコリメータ部材を多層に重ねた構成であることを特徴とする請求項１に記載の放射線撮像装置。
3. 前記コリメータの放射線通路は、前記放射線の入射面側の開口部断面が矩形に絞りこまれ、前記放射線検出器側に向かって断面が、前記第１の回転中心軸の軸方向に対しては平行で、かつ、前記第１の回転中心軸の周方向に対しては扇形に末広がりとなる形状であって、
   各前記放射線通路に対して平面状に配列された前記放射線検出器は、前記軸方向に１列、前記周方向には所定の複数列配置されていることを特徴とする請求項１または請求項２に記載の放射線撮像装置。
4. 前記第１の回転中心軸は、前記カメラ部の前記放射線検出器の配列面と、前記コリメータの複数の開口部の位置する面である開口部面と、の距離Ｌｃの整数ｍ倍の距離Ｌだけ前記開口部面から離れた位置にあり、
   前記第１の回転中心軸に対する複数の角度位置のステップ幅θｐは、前記放射線検出器の周方向の幅がＷｐであるとき、θｐ＝ｔａｎ^−１（Ｗｐ／Ｌｃ）で決まる値であることを特徴とする請求項１から請求項３のいずれか１項に記載の放射線撮像装置。
5. 前記放射線通路の前記周方向側の扇形の開き角度φｐが、前記放射線検出器の前記周方向の幅がＷｐ、奥行き長さがＤのとき、φｐ＝２×ｔａｎ^−１（Ｗｐ／Ｄ）以下であることを特徴とする請求項１から請求項４のいずれか１項に記載の放射線撮像装置。
6. 前記カメラ部は、
   ベッドに載せた被検体の体軸近傍の、該体軸に沿った第２の回転中心軸の回りを、その入射面を前記被検体側に向けて周方向に回動可能であり、
   前記第２の回転中心軸の周方向の角度位置を固定することにより前記１方向からの投影像を撮像することを特徴とする請求項１から請求項５のいずれか１項に記載の放射線撮像装置。
7. 前記カメラ部を有する請求項１から請求項６のいずれか１項に記載の放射線撮像装置と、
   該放射線撮像装置からの放射線検出信号を処理し、画像化するデータ処理装置と、を備え、
   該データ処理装置は、１方向からの投影像を画像化する処理において、前記第１の回転中心軸に対する複数の角度位置で撮像された複数のデータセットを用いることを特徴とする核医学診断装置。
8. 前記カメラ部を有する請求項６に記載の放射線撮像装置と、
   該放射線撮像装置からの放射線検出信号を処理し、画像化するデータ処理装置と、を備え、
   該データ処理装置は、前記第２の回転中心軸回りの１角度位置における径方向の、前記カメラ部の入射面に入射する放射線の投影像を、前記第１の回転中心軸に対する複数の角度位置で撮像された複数のデータセットを用いて構成し、断層画像を生成することを特徴とする核医学診断装置。
9. さらに、前記第１の回転中心軸に直交する第３の回転中心軸を中心に前記カメラ部は回動可能であり、
   前記コリメータの放射線通路は、前記放射線検出器側に向かって断面が、前記第１の回転中心軸の周方向および前記第３の回転中心軸の周方向に対し扇形に末広がりとなる形状であって、
   前記放射線検出器は、所定のサイズのものが各放射線通路に対して前記第１の回転中心軸および第３の回転中心軸の前記回動方向に複数配置されており、
   前記カメラ部は、１方向からの投影像を撮像する際に、前記第１の回転中心軸を中心とする回動方向における前記放射線検出器のサイズに応じて設定された前記第１の回転中心軸に対する複数の角度位置で撮像するとともに、前記第３の回転中心軸を中心とする回動方向における前記放射線検出器のサイズに応じて設定された前記第３の回転中心軸に対する複数の角度位置で撮像することを特徴とする請求項１に記載の放射線撮像装置。
10. 前記コリメータの放射線通路の断面が前記放射線検出器に向かって末広がりとなる形状である壁面側が、放射線を遮蔽する複数枚の遮蔽金属からなるコリメータ部材を多段に配置した構成、または放射線を遮蔽する複数枚の遮蔽金属からなるコリメータ部材を多層に重ねた構成であることを特徴とする請求項９に記載の放射線撮像装置。
11. 前記第１および第３の回転中心軸は、それぞれ前記カメラ部の前記放射線検出器の配列面と前記コリメータの複数の開口部が位置する面である開口部面との距離Ｌｃのそれぞれ整数ｍ倍の距離Ｌ、および整数ｎ倍の距離Ｌ_１だけ前記開口部面から離れた位置にあり、
    前記第１の回転中心軸に対する複数の角度位置のステップ幅θｐは、前記放射線検出器の前記第１の回転中心軸の周方向の幅がＷｐであるとき、θｐ＝ｔａｎ^−１（Ｗｐ／Ｌｃ）であり、
    前記第３の回転中心軸に対する複数の角度位置のステップ幅θａは、前記放射線検出器の前記第３の回転中心軸の周方向の幅がＷａであるとき、θａ＝ｔａｎ^−１（Ｗａ／Ｌｃ）であることを特徴とする請求項９または請求項１０に記載の放射線撮像装置。
12. 前記放射線通路の前記第１の回転中心軸の周方向側の扇形の開き角度φｐは、前記放射線検出器の前記第１の回転中心軸の周方向の幅がＷｐ、奥行き長さがＤのとき、φｐ＝２×ｔａｎ^−１（Ｗｐ／Ｄ）以下であり、
    前記放射線通路の前記第３の回転中心軸の周方向側の扇形の開き角度φａは、前記放射線検出器の前記第３の回転中心軸の周方向の幅がＷａ、奥行き長さがＤのとき、φａ＝２×ｔａｎ^−１（Ｗａ／Ｄ）以下であることを特徴とする請求項９から請求項１１のいずれか１項に記載の放射線撮像装置。
13. 前記コリメータの開口部が前記第１の回転中心軸方向および前記第３の回転中心軸方向にも方形格子状に配列されていることを特徴とする請求項９から請求項１２のいずれか１項に記載の放射線撮像装置。
14. 前記カメラ部は、
    ベッドに載せた被検体の体軸近くの、該体軸に沿った第２の回転中心軸の回りを、その入射面を前記被検体側に向けて周方向に回動可能であり、
    前記第２の回転中心軸の周方向角度位置を固定することにより前記１方向からの投影像を撮像することを特徴とする請求項９から請求項１３のいずれか１項に記載の放射線撮像装置。
15. 前記カメラ部を有する請求項９から請求項１４のいずれか１項に記載の放射線撮像装置と、
    該放射線撮像装置からの放射線検出信号を処理し、画像化するデータ処理装置と、を備え、
    該データ処理装置は、１方向からの投影像を画像化する処理において、前記第１の回転中心軸に対する複数の角度位置で撮像された複数のデータセットと、前記第３の回転中心軸に対する複数の角度位置で撮像された複数のデータセットと、を用いることを特徴とする核医学診断装置。
16. 前記カメラ部を有する請求項１４に記載の放射線撮像装置と、
    該放射線撮像装置からの放射線検出信号を処理し、画像化するデータ処理装置と、を備え、
    該データ処理装置は、前記第２の回転中心軸回りの１角度位置における径方向の、前記カメラ部の入射面に入射する放射線の投影像を、前記第３の回転中心軸に対して所定の角度位置に固定した状態での前記第１の回転中心軸に対する複数の角度位置で撮像された複数のデータセットを用いて構成し、断層画像を生成することを特徴とする核医学診断装置。
17. ベッドに載せた被検体の体軸回りを回動可能なカメラ部を備え、該カメラ部は、その入射面側に複数の放射線通路が形成されたコリメータと、各放射線通路に対して放射線通路を通過する放射線を検出する複数の放射線検出器と、を有し、
    前記体軸回りの回動の中心軸である第２の回転中心軸が前記体軸近傍に体軸に沿って設定され、
    前記カメラ部は、被検体の断層画像を撮像する際に、前記第２の回転中心軸を中心に所定のステップ幅θｐの複数の角度位置で撮像する放射線撮像装置において、
    前記コリメータの放射線通路は、前記放射線検出器側に向かって断面が、末広がりとなる形状であって、
    前記放射線検出器は、所定のサイズのものが各放射線通路に対して、前記第２の回転中心軸回りの回動方向に複数配置されており、
    前記放射線通路の前記第２の回転中心軸の周方向側の扇形の開き角度φｐが、前記放射線検出器の前記周方向の幅がＷｐ、奥行き長さがＤのとき、φｐ＝２×ｔａｎ^-1（Ｗｐ／Ｄ）以下であり、
    前記第２の回転中心軸は、前記カメラ部の前記放射線検出器の配列面と、前記コリメータの複数の開口部の位置する面である開口部面と、の距離Ｌｃの自然数ｍ'倍の距離Ｌだけ開口部面から離れた位置にあり、
    前記ステップ幅θｐは、前記放射線検出器の周方向の幅がＷｐであるとき、θｐ＝ｔａｎ^-1（Ｗｐ／Ｌｃ）で決まる値であることを特徴とする放射線撮像装置。
18. 前記コリメータの放射線通路を形成する側壁のうち、少なくとも前記放射線通路の断面が前記放射線検出器に向かって末広がりとなる形状である壁面側が、放射線を遮蔽する複数枚の遮蔽金属からなるコリメータ部材を多段に配置した構成、または放射線を遮蔽する複数枚の遮蔽金属からなるコリメータ部材を多層に重ねた構成であることを特徴とする請求項１７に記載の放射線撮像装置。
19. 前記コリメータの放射線通路は、前記放射線の入射面側の開口部断面が矩形に絞りこまれ、前記放射線検出器側に向かって断面が、前記第２の回転中心軸の軸方向に対しては平行で、かつ、前記第２の回転中心軸の周方向に対しては扇形に末広がりとなる形状であって、
    各前記放射線通路に対して平面状に配列された前記放射線検出器は、前記軸方向に１列、前記周方向には所定の複数列配置されていることを特徴とする請求項１７または請求項１８に記載の放射線撮像装置。
20. 前記カメラ部を有する請求項１７から請求項１９のいずれか１項に記載の放射線撮像装置と、
    該放射線撮像装置からの放射線検出信号を処理し、画像化するデータ処理装置と、を備え、
    該データ処理装置は、前記第２の回転中心軸回りの１角度位置における径方向の、前記カメラ部の入射面に入射する放射線の投影像を前記第２の回転中心軸に対する複数の角度位置で撮像された複数のデータセットを用いて構成し、断層画像を生成することを特徴とする核医学診断装置。
21. さらに、前記カメラ部の入射面の中心を通る前記入射面と垂直の軸と直交し、前記第２の回転中心軸と直角の第３の回転中心軸を中心に前記カメラ部は回動可能であり、
    前記コリメータの放射線通路は、前記放射線検出器側に向かって断面が、前記第２の回転中心軸の周方向および前記第３の回転中心軸の周方向に対し扇形に末広がりとなる形状であって、
    前記放射線検出器は、所定のサイズのものが各放射線通路に対して前記第２の回転中心軸および第３の回転中心軸の前記回動方向に複数配置されており、
    前記放射線通路の前記第３の回転中心軸の周方向側の扇形の開き角度φａは、前記放射線検出器の前記周方向の幅がＷａ、奥行き長さがＤのとき、φａ＝２×ｔａｎ^-1（Ｗａ／Ｄ）以下であり、
    前記第３の回転中心軸は、前記カメラ部の前記放射線検出器の配列面と、前記コリメータの複数の開口部の位置する面である開口部面と、の距離Ｌｃの整数ｎ倍の距離Ｌ₁だけ前記開口部面から離れた位置にあり、
    前記放射線検出器の周方向の幅がＷａであるとき、θａ＝ｔａｎ^-1（Ｗａ／Ｌｃ）で決まるステップ幅θａで、前記カメラ部は、その入射面を前記被検体側に向けて、前記第３の回転中心軸に対する複数の角度位置で、前記第２の回転中心軸の周方向に前記ステップ幅θｐの角度位置で旋回しつつ撮像することを特徴とする請求項１７または請求項１８に記載の放射線撮像装置。
22. 前記カメラ部を有する請求項２１に記載の放射線撮像装置と、
    該放射線撮像装置からの放射線検出信号を処理し、画像化するデータ処理装置と、を備え、
    該データ処理装置は、前記第２の回転中心軸回りの１角度位置における径方向の、前記カメラ部の入射面に入射する放射線の投影像を、前記第２の回転中心軸に対する複数の角度位置で撮像された複数のデータセットと、前記第３の回転中心軸に対する複数の角度位置で撮像された複数のデータセットと、を用いて構成し、断層画像を生成することを特徴とする核医学診断装置。

Images