JP4902753B2 - 放射線撮像装置およびコリメータの位置推定方法 - Google Patents
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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に用いられるコリメータの位置推定方法に関するものである。
放射線計測装置を核医学分野に応用した装置として、ガンマカメラを用いた単一光子放射型コンピュータ断層撮影装置（以下、ＳＰＥＣＴ(Single Photon Emission Computed Tomography)装置と称する）がある。このＳＰＥＣＴ装置は、放射性同位体を含む化合物の分布を測定し、断層面のイメージを提供するものである。
これまでのＳＰＥＣＴ装置に使用されている放射線検出器は、一枚の大きな結晶からなるシンチレータと複数の光電子増倍管とを組み合わせたものが主流である。また、このＳＰＥＣＴ装置は放射線の位置決定を複数の光電子増倍管の出力信号から重心演算により行う。
しかしながら、この方法では分解能１０ｍｍ程度が限界であり、臨床現場で用いるには不十分であるため、より高い分解能を持つＳＰＥＣＴ装置が求められている。
しかしながら、この方法では分解能１０ｍｍ程度が限界であり、臨床現場で用いるには不十分であるため、より高い分解能を持つＳＰＥＣＴ装置が求められている。
近年、より高い分解能をもつものとして、ピクセル型の放射線検出器（以下、検出器と称する）が開発されてきている。ピクセル型の検出器には、シンチレータとフォトダイオードで構成されたものや、放射線を電気信号に変換する半導体で構成されたもの等がある。いずれも、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。したがって、検出器の固有分解能は、ピクセルサイズで決定され、空間的に離散した計測を行う。また、ピクセルサイズが１，２ｍｍ程度のピクセル型検出器も開発され、分解能は１０ｍｍ以下を達成し、大幅に改善されてきた。
一方、断層面の再構成方法も開発・改良され、分解能向上に大きく貢献している。これまでは、フィルタ補正逆投影法（ＦＢＰ法：filtered back-projection法）、分解能補正なしの逐次近似法（最尤推定期待値最大化法（ＭＬＥＭ法：Maximum Likelihood Expectation Maximization法）、サブセット化による期待値最大化法（ＯＳＥＭ法：Ordered Subset Expectation Maximization法））等が用いられていた。近年、分解能補正ありの逐次近似法が開発されている。この方法により、コリメータや検出器の幾何学的形状、散乱線等の物理的要因を考慮して画像を再構成することができ、より正確な画像を提供することができる。
なお、以下のピクセル型の検出器の説明において、「検出器」と「検出器群」という用語を用いるが、検出器は任意の形状の１ピクセルを構成するものをいい、検出器群は検出器が配列された集合体をいうものとする。
一般に、検出器の形状は矩形であり、放射線入射側から検出器群を見ると長方形が稠密に詰まった構成となっている。
検出器群をなす全ての検出器において、感度を一様にするために、コリメータの貫通穴と検出器とが、一対一対応となるように配置されることが多い。また扱いやすさの点から、検出器の形状に合わせて、コリメータの貫通穴の形状も矩形であるのが一般的である。
ここで、検出器が矩形であるとき、１つの検出器は４つの面で隣の検出器と接している。この隣の検出器と接している面を「検出器同士の境界面」と定義するものとする。また、検出器の入射面に対して垂直方向から平面視した際の検出器同士の境界面を「検出器同士の間の境界線」と定義するものとする。
従来のＳＰＥＣＴ装置では、検出器の入射面に対して垂直方向から平面視した際、この検出器同士の間の境界線上にコリメータのセプタがくるように配置される。
検出器群をなす全ての検出器において、感度を一様にするために、コリメータの貫通穴と検出器とが、一対一対応となるように配置されることが多い。また扱いやすさの点から、検出器の形状に合わせて、コリメータの貫通穴の形状も矩形であるのが一般的である。
ここで、検出器が矩形であるとき、１つの検出器は４つの面で隣の検出器と接している。この隣の検出器と接している面を「検出器同士の境界面」と定義するものとする。また、検出器の入射面に対して垂直方向から平面視した際の検出器同士の境界面を「検出器同士の間の境界線」と定義するものとする。
従来のＳＰＥＣＴ装置では、検出器の入射面に対して垂直方向から平面視した際、この検出器同士の間の境界線上にコリメータのセプタがくるように配置される。
一方で、コリメータと検出器の位置がずれると、モアレが生じるという問題が知られている。この課題を解決するために、コリメータを回転させた構成が開示されている（特許文献１）。これらの構成では、コリメータが所定の位置からずれても、検出器上を横切るセプタの面積が一定に保たれることにより、モアレを低減し均一化することができる。
現在、高空間分解能かつ高感度であるＳＰＥＣＴ装置が、臨床において求められている。分解能や感度を決定する要因としては、放射線源と検出器との距離、セプタの厚さ、放射線のエネルギ、散乱、吸収等多くの要因がある。
これらの要因のうち、コリメータのセプタの高さとコリメータの貫通穴の大きさが、分解能と感度の決定に大きく関与する。
すなわち、高分解能を得るためには、検出器に入射する放射線の到来方向をコリメータで制限する必要がある。このためには、検出器が測定対象物を見込む視野を、コリメータによって狭めればよい。このようなコリメータとして、ＬＥＨＲ(Low Energy High Resolution)コリメータが知られている。しかし、この制限によって、感度が犠牲になる。
一方、高感度を得るために、コリメータの貫通穴のサイズを大きくする必要がある。このようなコリメータとして、ＬＥＧＰ(Low Energy General Purpose)コリメータやＬＥＨＳ(Low Energy High Sensitivity)コリメータが知られている。しかし、貫通穴のサイズを大きくすることによって、分解能が悪化する。
これらの要因のうち、コリメータのセプタの高さとコリメータの貫通穴の大きさが、分解能と感度の決定に大きく関与する。
すなわち、高分解能を得るためには、検出器に入射する放射線の到来方向をコリメータで制限する必要がある。このためには、検出器が測定対象物を見込む視野を、コリメータによって狭めればよい。このようなコリメータとして、ＬＥＨＲ(Low Energy High Resolution)コリメータが知られている。しかし、この制限によって、感度が犠牲になる。
一方、高感度を得るために、コリメータの貫通穴のサイズを大きくする必要がある。このようなコリメータとして、ＬＥＧＰ(Low Energy General Purpose)コリメータやＬＥＨＳ(Low Energy High Sensitivity)コリメータが知られている。しかし、貫通穴のサイズを大きくすることによって、分解能が悪化する。
このように、従来のＳＰＥＣＴ装置では、高分解能と高感度が両立しないため、用途に応じてコリメータを入れ替える必要があり、臨床現場の負担となる。
そこで、感度と分解能を両立するＳＰＥＣＴ装置として、一つの矩形貫通穴に複数の検出器が含まれる、ＳＰＥＣＴ装置が発明された。このＳＰＥＣＴ装置では、貫通穴のサイズが同じとき、貫通穴と検出器とが一対一対応である従来のＳＰＥＣＴ装置よりも、高い分解能が得られることが実証されている（特許文献２、非特許文献１）。
そこで、感度と分解能を両立するＳＰＥＣＴ装置として、一つの矩形貫通穴に複数の検出器が含まれる、ＳＰＥＣＴ装置が発明された。このＳＰＥＣＴ装置では、貫通穴のサイズが同じとき、貫通穴と検出器とが一対一対応である従来のＳＰＥＣＴ装置よりも、高い分解能が得られることが実証されている（特許文献２、非特許文献１）。
C. Robert et al. (2008) 2008 IEEE Nuclear Science Symposium Conference Record Vol6 pp.4246-4251
Panin VY, et al, Fully 3-D PET reconstruction with system matrix derived from point source measurements. IEEE Trans Med Imaging. 2006 Jul;25(7):907-921
ＳＰＥＣＴ装置において感度ムラやアーチファクトのない一様な画像を得るためには、コリメータと検出器との位置合わせを正しく行うことが重要である。
検出器の入射面に対して垂直方向から平面視した際、一つの貫通穴に複数の検出器が含まれ、この検出器同士の間の境界線上にコリメータのセプタがくるように配置される構成が含まれるＳＰＥＣＴ装置は、貫通穴と検出器とが一対一対応である従来機に比べて、コリメータの位置合わせにおいて、より高い精度が求められる。その理由は以下の通りである。
検出器の入射面に対して垂直方向から平面視した際、一つの貫通穴に複数の検出器が含まれ、この検出器同士の間の境界線上にコリメータのセプタがくるように配置される構成が含まれるＳＰＥＣＴ装置は、貫通穴と検出器とが一対一対応である従来機に比べて、コリメータの位置合わせにおいて、より高い精度が求められる。その理由は以下の通りである。
検出器の入射面に対して垂直方向から平面視した際、一つの貫通穴に複数の検出器が含まれ、この検出器同士の間の境界線上にセプタを配置する構成においては、コリメータの位置ずれによる影響がより深刻である。コリメータの位置がずれると、筋状の周期的なパターンが現れる。これは、コリメータの位置ずれにより、ある検出器上にセプタが配置され、ある検出器上にはセプタが配置されない、という配置になるためである。したがって、コリメータの位置がずれると、周期的な筋状の感度ムラが生じる。なお、この周期的な筋状の感度ムラは、セプタと検出器との位置関係で決まるので、周期は数ピクセル程度である。
筋状の感度ムラのある画像を用いて再構成すると、リングアーチファクトが生じることが知られている。短周期の感度ムラは短周期のアーチファクトを生む。このとき、断層像の細かい構造が失われ、画質が大幅に劣化する。
したがって、一つの矩形貫通穴に複数の検出器が含まれるＳＰＥＣＴ装置においては、より厳密なコリメータの位置合わせが求められる。しかし、現在のコリメータ位置合わせ方法では、アーチファクトを完全に防ぐことは難しい。
なお、この現象は、貫通穴と検出器とが一対一対応である従来のＳＰＥＣＴ装置では起こらない。コリメータの位置がずれても、局所的には全ての検出器とセプタの位置関係が同一であるためである。
したがって、一つの矩形貫通穴に複数の検出器が含まれるＳＰＥＣＴ装置においては、より厳密なコリメータの位置合わせが求められる。しかし、現在のコリメータ位置合わせ方法では、アーチファクトを完全に防ぐことは難しい。
なお、この現象は、貫通穴と検出器とが一対一対応である従来のＳＰＥＣＴ装置では起こらない。コリメータの位置がずれても、局所的には全ての検出器とセプタの位置関係が同一であるためである。
一方、点線源で点応答関数を測定し、測定した点応答関数を用いて画像を再構成する手法が知られている（非特許文献２）。しかし、点線源を多数の位置で測定しなければならず、点応答関数の測定に時間がかかる。前述のように、ＳＰＥＣＴ装置では、用途に応じてしばしば、さまざまな種類のコリメータに取り換えて使用する。その度に、上記のような較正をするのは、合理的ではない。したがって、コリメータの位置ずれに対してロバストなＳＰＥＣＴ装置が求められている。あるいは、ロバスト性の低さを補い、汎用的に使用できる手段が求められている。
そこで本発明は、コリメータの位置ずれがある場合においても良好な再構成画像を取得することができる放射線撮像装置およびそれに用いられるコリメータの位置推定方法を提供することを課題とする。
このような課題を解決するために、本発明に係る放射線撮像装置は、放射線を測定する検出器と、セプタで仕切られ、前記検出器の前記放射線の入射面に対して垂直方向から平面視した際、見通せる方向に貫通穴を有し、前記放射線の入射方向を制限するコリメータと、データ処理装置と、を備える放射線撮像装置であって、前記コリメータの前記貫通穴には、前記垂直方向から平面視した際、複数の前記検出器が配置されており、前記データ処理装置は、前記検出器に対する前記コリメータの位置情報を推定する位置情報推定手段と、前記コリメータの位置情報を元に点応答関数を計算する点応答関数計算手段と、前記点応答関数を画像再構成に組み込むことで空間分解能を補正する空間分解能補正手段と、を有することを特徴とする。
また、本発明に係るコリメータの位置推定方法は、放射線を測定する検出器と、セプタで仕切られ、前記検出器の前記放射線の入射面に対して垂直方向から平面視した際、見通せる方向に貫通穴を有し、前記放射線の入射方向を制限するコリメータと、を備え、前記コリメータの前記貫通穴には、前記垂直方向から平面視した際、複数の前記検出器が配置される放射線撮像装置において、面線源を測定したときの画像上に生じる感度変化から前記検出器に対する前記コリメータの位置情報を推定することを特徴とする。
本発明によれば、コリメータの位置ずれがある場合においても良好な再構成画像を取得することができる放射線撮像装置およびそれに用いられるコリメータの位置推定方法を提供することができる。
以下、本発明を実施するための形態（以下「実施形態」という）について、適宜図面を参照しながら詳細に説明する。
≪第一実施形態≫
本実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置（放射線撮像装置）１の全体の構成について図１を用いて説明する。
＜ＳＰＥＣＴ装置（放射線撮像装置）＞
図１は、本実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置の構成図である。
ＳＰＥＣＴ装置１は、ガントリ１０、カメラ（撮像装置）１１Ａ，１１Ｂ、データ処理装置１２、表示装置１３、ベッド１４を含んで構成されている。
被検者１５は、放射性薬剤、例えば、半減期が６時間の99mＴｃを含んだ薬剤を投与される。ベッド１４に載せられた被検者１５の体内の99mＴｃから放出されるγ線（放射線）をガントリ１０に支持されたカメラ１１（１１Ａ，１１Ｂ）で検出して断層画像を撮像するようになっている。
本実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置（放射線撮像装置）１の全体の構成について図１を用いて説明する。
＜ＳＰＥＣＴ装置（放射線撮像装置）＞
図１は、本実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置の構成図である。
ＳＰＥＣＴ装置１は、ガントリ１０、カメラ（撮像装置）１１Ａ，１１Ｂ、データ処理装置１２、表示装置１３、ベッド１４を含んで構成されている。
被検者１５は、放射性薬剤、例えば、半減期が６時間の99mＴｃを含んだ薬剤を投与される。ベッド１４に載せられた被検者１５の体内の99mＴｃから放出されるγ線（放射線）をガントリ１０に支持されたカメラ１１（１１Ａ，１１Ｂ）で検出して断層画像を撮像するようになっている。
カメラ１１は、コリメータ２６と多数の検出器２１を内蔵している。コリメータ２６は、貫通穴２７と貫通穴２７を仕切るセプタ２８とを有し、被検者１５の体内の99mＴｃから放出されるγ線を選別（入射角を規制）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（貫通穴２７）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（以下、ＡＳＩＣ(Application Specific Integrated Circuit)と称する）（放射線計測回路）２５を備える。γ線の検出信号は、検出器基板２３、ＡＳＩＣ基板２４を介して、ＡＳＩＣ２５にγ線を検出した検出器２１のＩＤ、検出したγ線の波高値や検出時刻が入力される。これらはカメラ１１を構成する鉄、鉛等でできた遮光・γ線・電磁シールド２９によって囲まれており、光、γ線、電磁波を遮断している。
カメラ１１は、ガントリ１０の中央部分に設けられた円筒形開口部の中心軸の半径方向及び周方向に可動させることができる。撮像時には、カメラ１１は被検者１５の周りに最近接軌道を描いて撮像していく。また、カメラ１１は、ガントリ１０との取り付け部（図示せず）を軸として回転させることもでき、２つのカメラ１１Ａ，１１Ｂを並べて固定することで、ＳＴＡＴＩＣ画像を撮像させることもできる。
カメラ１１は、γ線の検出信号を計測するための特定用途向け集積回路（以下、ＡＳＩＣ(Application Specific Integrated Circuit)と称する）（放射線計測回路）２５を備える。γ線の検出信号は、検出器基板２３、ＡＳＩＣ基板２４を介して、ＡＳＩＣ２５にγ線を検出した検出器２１のＩＤ、検出したγ線の波高値や検出時刻が入力される。これらはカメラ１１を構成する鉄、鉛等でできた遮光・γ線・電磁シールド２９によって囲まれており、光、γ線、電磁波を遮断している。
カメラ１１は、ガントリ１０の中央部分に設けられた円筒形開口部の中心軸の半径方向及び周方向に可動させることができる。撮像時には、カメラ１１は被検者１５の周りに最近接軌道を描いて撮像していく。また、カメラ１１は、ガントリ１０との取り付け部（図示せず）を軸として回転させることもでき、２つのカメラ１１Ａ，１１Ｂを並べて固定することで、ＳＴＡＴＩＣ画像を撮像させることもできる。
データ処理装置１２は、記憶装置（図示せず）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、検出した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ＡＳＩＣ２５から取り込み、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。
データ処理装置１２で実行される画像再構成について説明する。
検出器群２１Ａが測定対象に対してある角度をなしているとき、検出器ｉのカウント数ｙi は、検出再構成画素ｊのカウント数をλj として、式（１）で表される。ここで、Ｃijは、検出器ｉで検出される確率を表す。
ｙi ＝ΣＣij λj ・・・（１）
上式から、逐次近似再構成法等(ＭＬＥＭ法、ＯＳＥＭ法、ＭＡＰ法等)を用いて画像を再構成する。検出器ｉの点応答関数を逐次近似画像再構成に組み込むことにより、空間分解能を補正することが可能である。点応答関数とは、点線源から発生した放射線を検出器２１が検出する確率であり、式（１）の検出確率Ｃij に等しい。この点応答関数を用いることで、逐次近似再構成法を用いて、より正確な画像を再構成することができる。
このようにして、ＳＰＥＣＴ装置１は被検者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。
検出器群２１Ａが測定対象に対してある角度をなしているとき、検出器ｉのカウント数ｙi は、検出再構成画素ｊのカウント数をλj として、式（１）で表される。ここで、Ｃijは、検出器ｉで検出される確率を表す。
ｙi ＝ΣＣij λj ・・・（１）
上式から、逐次近似再構成法等(ＭＬＥＭ法、ＯＳＥＭ法、ＭＡＰ法等)を用いて画像を再構成する。検出器ｉの点応答関数を逐次近似画像再構成に組み込むことにより、空間分解能を補正することが可能である。点応答関数とは、点線源から発生した放射線を検出器２１が検出する確率であり、式（１）の検出確率Ｃij に等しい。この点応答関数を用いることで、逐次近似再構成法を用いて、より正確な画像を再構成することができる。
このようにして、ＳＰＥＣＴ装置１は被検者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＞
次に、カメラ１１に用いられる検出器２１について図２を用いて説明する。
図２は、本実施形態のＳＰＥＣＴ装置に用いるカメラに内蔵するピクセル型の検出器を示す斜視図である。
検出器基板２３（図１参照）に、ＣｄＴｅ半導体を用いた検出器２１を２次元に配列し検出器群２１Ａを構成している。また、個々の検出器２１が１つのピクセルを構成する。
図２において、上面側が検出器２１の入射面２１ｆであり、電圧を印加する電極２２ａ，２２ｂは検出器２１の側面に配置される。このように、１枚の大きな結晶からなるシンチレータと異なり、検出信号は、各検出器２１単位、つまりピクセル単位で収集される。
次に、カメラ１１に用いられる検出器２１について図２を用いて説明する。
図２は、本実施形態のＳＰＥＣＴ装置に用いるカメラに内蔵するピクセル型の検出器を示す斜視図である。
検出器基板２３（図１参照）に、ＣｄＴｅ半導体を用いた検出器２１を２次元に配列し検出器群２１Ａを構成している。また、個々の検出器２１が１つのピクセルを構成する。
図２において、上面側が検出器２１の入射面２１ｆであり、電圧を印加する電極２２ａ，２２ｂは検出器２１の側面に配置される。このように、１枚の大きな結晶からなるシンチレータと異なり、検出信号は、各検出器２１単位、つまりピクセル単位で収集される。
なお、点応答関数を求める都合上、検出器群２１Ａは周期構造を持っていることが望ましい。そうでない場合、一つ一つのピクセルについて点応答関数を求めることになる。
なお、カメラ１１に用いられる検出器２１（検出器群２１Ａ）は、図２に示すようにピクセルごとに区切られたものに限られず、図３から図７に示す検出器（検出器群２１Ｂ，２１Ｃ，２１Ｄ，２１Ｅ）を用いてもよい。
図３は、ピクセル型の検出器の別の例を示す斜視図である。
図３に示す検出器（検出器群２１Ｂ）は、１枚のＣｄＴｅ半導体の基板に対して、共通電極２２ｃをＣｄＴｅ半導体の基板の一方の面、つまり、入射面２１ｆ側の全面に配置し、入射面２１ｆの反対側の面にピクセル単位で区切られた電極２２ｄを配置して、電極２２ｄの１個分に相当する面積部分のＣｄＴｅ半導体の基板と共通電極２２ｃとで、それぞれがピクセルに対応した検出器を構成するものである。
図３は、ピクセル型の検出器の別の例を示す斜視図である。
図３に示す検出器（検出器群２１Ｂ）は、１枚のＣｄＴｅ半導体の基板に対して、共通電極２２ｃをＣｄＴｅ半導体の基板の一方の面、つまり、入射面２１ｆ側の全面に配置し、入射面２１ｆの反対側の面にピクセル単位で区切られた電極２２ｄを配置して、電極２２ｄの１個分に相当する面積部分のＣｄＴｅ半導体の基板と共通電極２２ｃとで、それぞれがピクセルに対応した検出器を構成するものである。
次に、図３に示す検出器（検出器群２１Ｂ）の変形例を図４から図６に示す。
図４は、別のピクセル型の検出器の第一の変形例の入射面側を示す斜視図であり、図５は、別のピクセル型の検出器の第一の変形例の入射面の反対面側を示す斜視図である。
図４、図５に示す検出器（検出器群２１Ｃ）は、１枚のＣｄＴｅ半導体の基板に対して、入射面２１ｆ側の全面に共通電極２２ｃを配置し、ＣｄＴｅ半導体の基板の入射面２１ｆ側と反対面側にピクセル単位で区切られた電極２２ｄを配置し、加えて、ダイシングによって形成された溝で個々の検出器に区切られた構造をしている。
図４は、別のピクセル型の検出器の第一の変形例の入射面側を示す斜視図であり、図５は、別のピクセル型の検出器の第一の変形例の入射面の反対面側を示す斜視図である。
図４、図５に示す検出器（検出器群２１Ｃ）は、１枚のＣｄＴｅ半導体の基板に対して、入射面２１ｆ側の全面に共通電極２２ｃを配置し、ＣｄＴｅ半導体の基板の入射面２１ｆ側と反対面側にピクセル単位で区切られた電極２２ｄを配置し、加えて、ダイシングによって形成された溝で個々の検出器に区切られた構造をしている。
図６は、別のピクセル型の検出器の第二の変形例を示す斜視図である。
図６に示す検出器（検出器群２１Ｄ）は、１枚のＣｄＴｅ半導体の基板に対して、複数の帯状の電極２２ｅ，２２ｆをＣｄＴｅ半導体の基板の上面と下面に直角ねじれの関係で対向して配置している。上面および下面のいずれか一方の帯状の電極２２ｅを陽極とし、他方の面の帯状の電極２２ｆを陰極とする。陽極の電極２２ｅと陰極の電極２２ｆのクロスした部分が1つの検出器を形成する（特開２００４−１２５７５７号公報参照）。
図６に示す検出器（検出器群２１Ｄ）は、１枚のＣｄＴｅ半導体の基板に対して、複数の帯状の電極２２ｅ，２２ｆをＣｄＴｅ半導体の基板の上面と下面に直角ねじれの関係で対向して配置している。上面および下面のいずれか一方の帯状の電極２２ｅを陽極とし、他方の面の帯状の電極２２ｆを陰極とする。陽極の電極２２ｅと陰極の電極２２ｆのクロスした部分が1つの検出器を形成する（特開２００４−１２５７５７号公報参照）。
図７は、ピクセル型のシンチレータ検出器を示す斜視図である。
また、検出器の構造は図７に示す検出器（検出器群２１Ｅ）のように、シンチレータ２１ｇとフォトダイオード２１ｈからなるピクセル単位に区切って構成されたシンチレータ検出器でもよい。
この場合、個々のシンチレータ２１ｇの側面は、図示しない遮光材で囲われている。また、図７に示すシンチレータ検出器の変形として、ピクセル毎に区切られたシンチレータ２１ｇと位置感応型光電子増倍管（ＰＳＰＭＴ：Position-Sensitive Photomultiplier Tube）で構成されたものであってもよい。
また、検出器の構造は図７に示す検出器（検出器群２１Ｅ）のように、シンチレータ２１ｇとフォトダイオード２１ｈからなるピクセル単位に区切って構成されたシンチレータ検出器でもよい。
この場合、個々のシンチレータ２１ｇの側面は、図示しない遮光材で囲われている。また、図７に示すシンチレータ検出器の変形として、ピクセル毎に区切られたシンチレータ２１ｇと位置感応型光電子増倍管（ＰＳＰＭＴ：Position-Sensitive Photomultiplier Tube）で構成されたものであってもよい。
＜コリメータ＞
次に、カメラ１１に用いられるコリメータ２６について、図８および図９を用いて説明する。
図８は、本実施形態のＳＰＥＣＴ装置に用いるカメラに内蔵するコリメータを示す斜視図であり、図９は、本実施形態のＳＰＥＣＴ装置に用いるコリメータの１つの貫通穴と検出器の配置を放射線照射方向から見た図である。
コリメータ２６は鉛製であり、検出器２１の入射面２１ｆに対して垂直方向から平面視した際、見通せる方向に貫通穴２７を有し、貫通穴２７は碁盤目状に配置されている。また、各貫通穴２７は、セプタ２８によって仕切られている。
図９に示すように、本実施形態のＳＰＥＣＴ装置１に用いるコリメータ２６は、１つの貫通穴２７に対しＭ個分の検出器２１が含まれる構成となっている（図９では、１つの貫通穴２７に対し４個分の検出器２１を含む構成の場合を示す）。なお、Ｍは整数でなくてもよい。以下、本実施形態のＳＰＥＣＴ装置１に用いるコリメータ２６は、検出器の入射面に対して垂直方向から平面視した際、１つの貫通穴２７に対し４個分の検出器２１を含む構成であるとして、説明する。
また、本実施形態のＳＰＥＣＴ装置１に用いるコリメータ２６のセプタ２８は、図９に示すように、検出器２１の入射面２１ｆに対して垂直方向から平面視した際、この検出器２１同士の間の境界線３２上に配置される。この構成では、コリメータ２６の位置がずれると、後述のように、短周期のリングアーチファクトが現れる。
次に、カメラ１１に用いられるコリメータ２６について、図８および図９を用いて説明する。
図８は、本実施形態のＳＰＥＣＴ装置に用いるカメラに内蔵するコリメータを示す斜視図であり、図９は、本実施形態のＳＰＥＣＴ装置に用いるコリメータの１つの貫通穴と検出器の配置を放射線照射方向から見た図である。
コリメータ２６は鉛製であり、検出器２１の入射面２１ｆに対して垂直方向から平面視した際、見通せる方向に貫通穴２７を有し、貫通穴２７は碁盤目状に配置されている。また、各貫通穴２７は、セプタ２８によって仕切られている。
図９に示すように、本実施形態のＳＰＥＣＴ装置１に用いるコリメータ２６は、１つの貫通穴２７に対しＭ個分の検出器２１が含まれる構成となっている（図９では、１つの貫通穴２７に対し４個分の検出器２１を含む構成の場合を示す）。なお、Ｍは整数でなくてもよい。以下、本実施形態のＳＰＥＣＴ装置１に用いるコリメータ２６は、検出器の入射面に対して垂直方向から平面視した際、１つの貫通穴２７に対し４個分の検出器２１を含む構成であるとして、説明する。
また、本実施形態のＳＰＥＣＴ装置１に用いるコリメータ２６のセプタ２８は、図９に示すように、検出器２１の入射面２１ｆに対して垂直方向から平面視した際、この検出器２１同士の間の境界線３２上に配置される。この構成では、コリメータ２６の位置がずれると、後述のように、短周期のリングアーチファクトが現れる。
＜コリメータの位置ずれの影響＞
図１０は、本実施形態のＳＰＥＣＴ装置に用いるコリメータと検出器と漏れ放射線の関係を説明する断面模式図である。
図２から図７に示す一般的なピクセル型の検出器２１は、検出器２１と検出器２１の間にすき間などがあることから不感領域３１（図１０参照）がある。
ここで、コリメータ２６（セプタ２８）の高さをｌ、コリメータ２６（セプタ２８）と検出器２１との距離をΔｌ、セプタ２８の厚さをｔ、検出器２１の中心から隣接する検出器２１の中心までの距離（即ち、検出器２１のピッチ）をｄ、不感領域３１の長さをＴとする。また、一つのセプタ２８の中心から次のセプタ２８の中心までの距離（即ち、セプタ２８のピッチであり、貫通穴２７のピッチ）は２ｄとなり（図９参照）、貫通穴２７の一辺の長さは、２ｄ−ｔとなる。
図１０は、本実施形態のＳＰＥＣＴ装置に用いるコリメータと検出器と漏れ放射線の関係を説明する断面模式図である。
図２から図７に示す一般的なピクセル型の検出器２１は、検出器２１と検出器２１の間にすき間などがあることから不感領域３１（図１０参照）がある。
ここで、コリメータ２６（セプタ２８）の高さをｌ、コリメータ２６（セプタ２８）と検出器２１との距離をΔｌ、セプタ２８の厚さをｔ、検出器２１の中心から隣接する検出器２１の中心までの距離（即ち、検出器２１のピッチ）をｄ、不感領域３１の長さをＴとする。また、一つのセプタ２８の中心から次のセプタ２８の中心までの距離（即ち、セプタ２８のピッチであり、貫通穴２７のピッチ）は２ｄとなり（図９参照）、貫通穴２７の一辺の長さは、２ｄ−ｔとなる。
図１０に示すように、検出器２１とコリメータ２６間の距離Δｌを、物理的制約から０にすることは難しく、隣接ピクセルからの漏れ放射線がみられる。漏れ放射線は、セプタ２８付近に位置する検出器２１で検出される。このように、コリメータ２６の位置が動くと、コリメータ２６の影の位置や、漏れ放射線分布もコリメータ２６に随伴して動く。
このことより、セプタ２８付近の放射線分布は、コリメータ２６の位置に強く依存する。放射線分布が変化すると、検出器２１で検出される放射線のカウント数および点応答関数が変化する。
このことより、セプタ２８付近の放射線分布は、コリメータ２６の位置に強く依存する。放射線分布が変化すると、検出器２１で検出される放射線のカウント数および点応答関数が変化する。
図１１に示すように、セプタ２８をはさんで、異なる検出器２１が配置される構成を含むとき、即ち、検出器２１の入射面２１ｆに対して垂直方向から平面視した際、この検出器２１同士の間の境界線３２上にセプタ２８が配置されるとき、点応答関数は、コリメータ２６のずれに対して変動が大きい。
ここで、Ｍが１より大きいとき、コリメータ２６がずれると、ある検出器２１上にセプタ２８が位置し、別の検出器２１上にはない、というように感度ムラが生じ、取得イメージおよび点応答関数が変化する。この感度ムラは周期的な筋状となる。なお、感度ムラは、セプタ２８と検出器２１の位置関係で決まるため、周期は数ピクセル程度の短い周期となる。
ここで、Ｍが１より大きいとき、コリメータ２６がずれると、ある検出器２１上にセプタ２８が位置し、別の検出器２１上にはない、というように感度ムラが生じ、取得イメージおよび点応答関数が変化する。この感度ムラは周期的な筋状となる。なお、感度ムラは、セプタ２８と検出器２１の位置関係で決まるため、周期は数ピクセル程度の短い周期となる。
一般に、断層撮影を行うとき、被写体との角度を変えながら、プラナーイメージを複数取得する。角度に関わらず、一定の筋状のパターンがプラナーイメージに出現するとき、再構成画像には、リングアーチファクトが現れることが知られている。上記の場合、感度ムラが短周期であるので、短周期のリングアーチファクトが現れる。短周期のアーチファクトは、断層像の細かい構造を消し、画質を大幅に劣化させる原因となる。
このとき、点応答関数を用いない画像再構成法（ＦＢＰ法等）で再構成しても、リングアーチファクトが現れる。周期的なパターンは、再構成後も周期的なパターンとして残り、アーチファクトとなるためである。また、コリメータ２６の「位置ずれなし」のときの点応答関数を用いて再構成した場合においても、短周期のアーチファクトが現れる。これは、「位置ずれなし」のときの点応答関数は、周期的なパターンを再現しないので、補正することもできないためである。
図１２に、コリメータ２６の位置ずれが無い場合（位置ずれ量０％）において、数値ファントムからシミュレーションによって作成した投影データをＯＳＥＭ法で再構成した画像を示す。数値ファントムでは、放射性薬剤が存在する領域とコールドスポットの画素値をそれぞれ１、０と設定した。なお、ｌ＝２６ｍｍ、Δｌ＝６ｍｍ、ｄ＝１．４ｍｍ、ｔ＝０．４ｍｍ、Ｔ＝０．１ｍｍとしてシミュレーションを行った。
図１３に、コリメータ２６の位置ずれが無い場合（位置ずれ量０％）と、ｘ方向（図８参照）に検出器２１のピッチｄの７．１４％だけコリメータ２６の位置がずれた場合（位置ずれ量７．１４％）とにおいて、シミュレーションによって得られた再構成画像の差の絶対値を示す。図１３に示すように、コリメータ２６の位置ずれ量が約０．１ｍｍである場合にも、筋状のアーチファクトが出現していることが確認できる。このアーチファクトによって、再構成画像の細かい構造が失われ、画質が大幅に劣化する。
図１３に、コリメータ２６の位置ずれが無い場合（位置ずれ量０％）と、ｘ方向（図８参照）に検出器２１のピッチｄの７．１４％だけコリメータ２６の位置がずれた場合（位置ずれ量７．１４％）とにおいて、シミュレーションによって得られた再構成画像の差の絶対値を示す。図１３に示すように、コリメータ２６の位置ずれ量が約０．１ｍｍである場合にも、筋状のアーチファクトが出現していることが確認できる。このアーチファクトによって、再構成画像の細かい構造が失われ、画質が大幅に劣化する。
＜コリメータの位置推定方法＞
次に、コリメータ２６の位置ずれ量（コリメータ位置情報）を推定する方法について説明する。
次に、コリメータ２６の位置ずれ量（コリメータ位置情報）を推定する方法について説明する。
まず、本実施形態のＳＰＥＣＴ装置１に用いる検出器２１とコリメータ２６の構成（図８、図９参照）において、一様な面線源を照射した場合のモンテカルロ法を用いたシミュレーションによって得られたイメージを図１４に示す。
図１４は本実施形態のＳＰＥＣＴ装置のコリメータを用いた構成の撮像シミュレーションの結果である。
なお、モンテカルロ法を用いたシミュレーションにおいて、面線源をコリメータ２６の上端から５０ｍｍの位置とし、ｌ＝２６ｍｍ、Δｌ＝６ｍｍ、ｄ＝１．４ｍｍ、ｔ＝０．４ｍｍ、Ｔ＝０．１ｍｍとしてシミュレーションを行った。
また、図１４において、（ａ）はコリメータ２６が所定の位置にある場合（位置ずれ量＝０％）、（ｂ）はコリメータ２６が所定の位置からｘ方向に検出器２１のピッチｄの７．１４％ずれた場合（位置ずれ量＝７．１４％）、（ｃ）はコリメータ２６が所定の位置からｘ方向に検出器２１のピッチｄの１４．２８％ずれた場合（位置ずれ量＝１４．２８％）を示している。
なお、「位置ずれ量＝７．１４％」は、ｄ＝１．４ｍｍのときコリメータ２６の位置ずれが約０．１ｍｍであることに相当する。また、「位置ずれ量＝１４．２８％」は、ｄ＝１．４ｍｍのときコリメータ２６の位置ずれが約０．２ｍｍであることに相当する。
図１４は本実施形態のＳＰＥＣＴ装置のコリメータを用いた構成の撮像シミュレーションの結果である。
なお、モンテカルロ法を用いたシミュレーションにおいて、面線源をコリメータ２６の上端から５０ｍｍの位置とし、ｌ＝２６ｍｍ、Δｌ＝６ｍｍ、ｄ＝１．４ｍｍ、ｔ＝０．４ｍｍ、Ｔ＝０．１ｍｍとしてシミュレーションを行った。
また、図１４において、（ａ）はコリメータ２６が所定の位置にある場合（位置ずれ量＝０％）、（ｂ）はコリメータ２６が所定の位置からｘ方向に検出器２１のピッチｄの７．１４％ずれた場合（位置ずれ量＝７．１４％）、（ｃ）はコリメータ２６が所定の位置からｘ方向に検出器２１のピッチｄの１４．２８％ずれた場合（位置ずれ量＝１４．２８％）を示している。
なお、「位置ずれ量＝７．１４％」は、ｄ＝１．４ｍｍのときコリメータ２６の位置ずれが約０．１ｍｍであることに相当する。また、「位置ずれ量＝１４．２８％」は、ｄ＝１．４ｍｍのときコリメータ２６の位置ずれが約０．２ｍｍであることに相当する。
コリメータ２６が所定の位置にある場合（位置ずれ量＝０％）、図１４（ａ）に示すように一様なイメージ（面線源画像）が得られる。しかし、図１４（ｂ）（ｃ）に示すように、コリメータ２６がわずかでもずれた場合、位置ずれの方向（ｘ方向）と垂直な方向（ｙ方向）に一列おきの縞が出現する。
ここで、縞が明確となるように、図１５に、「位置ずれ量＝１４．２８％」におけるシミュレーション結果から「位置ずれ量＝０％」におけるシミュレーション結果を除算したものを示す。即ち、図１５は図１４（ｃ）から図１４（ａ）を除算したものである。図１５に示すように、コリメータ２６の位置ずれにより、位置ずれの方向（ｘ方向）と垂直な方向（ｙ方向）に一列おきの縞が出現することがわかる。
ここで、縞が明確となるように、図１５に、「位置ずれ量＝１４．２８％」におけるシミュレーション結果から「位置ずれ量＝０％」におけるシミュレーション結果を除算したものを示す。即ち、図１５は図１４（ｃ）から図１４（ａ）を除算したものである。図１５に示すように、コリメータ２６の位置ずれにより、位置ずれの方向（ｘ方向）と垂直な方向（ｙ方向）に一列おきの縞が出現することがわかる。
このように、コリメータ２６の位置がずれると、位置ずれの方向（ｘ方向）と垂直な方向（ｙ方向）に、一列おきにカウント数の山と谷が現れる（図１４、図１５参照）。
図１６は、本実施形態のＳＰＥＣＴ装置に用いるコリメータのずれによる面線源イメージの変化量を示すグラフである。
この面線源を測定したときの面線源画像上に生じる感度変化について、山のカウント数を谷のカウント数で除算した山と谷のカウント数の比を検出器群２１Ａで平均した値をＲとし、グラフの縦軸とした。また、検出器２１のピッチｄに対するコリメータ２６の位置ずれ量（％）をグラフの横軸とした。
コリメータ２６が所定の位置にある場合（位置ずれ量＝０％）、カウント数の比Ｒは１となる。また、コリメータ２６の位置ずれ量が大きくなるほど、カウント数の比Ｒは大きくなる。これは、コリメータ２６の位置ずれ量が大きくなるほど、隣接ピクセルからの漏れ放射線が増えるためである。
図１６は、本実施形態のＳＰＥＣＴ装置に用いるコリメータのずれによる面線源イメージの変化量を示すグラフである。
この面線源を測定したときの面線源画像上に生じる感度変化について、山のカウント数を谷のカウント数で除算した山と谷のカウント数の比を検出器群２１Ａで平均した値をＲとし、グラフの縦軸とした。また、検出器２１のピッチｄに対するコリメータ２６の位置ずれ量（％）をグラフの横軸とした。
コリメータ２６が所定の位置にある場合（位置ずれ量＝０％）、カウント数の比Ｒは１となる。また、コリメータ２６の位置ずれ量が大きくなるほど、カウント数の比Ｒは大きくなる。これは、コリメータ２６の位置ずれ量が大きくなるほど、隣接ピクセルからの漏れ放射線が増えるためである。
このコリメータ２６の位置ずれ量とカウント数の比Ｒとの関係を示すグラフ（図１６参照）を用いることにより、山と谷のカウント数の比Ｒから、コリメータ２６の位置ずれ量を逆に求めることが可能となる。
即ち、データ処理装置１２は、コリメータ２６の位置ずれ量ごとにシミュレーションにより面線源画像（図１４参照）を作成し、シミュレーションにより作成された面線源画像から山のカウント数を谷のカウント数の比Ｒを求め、コリメータ２６の位置ずれ量とカウント数の比Ｒとの関係をプロットしたグラフ（図１６参照）をあらかじめ求めた上、データ処理装置１２の記憶装置（図示せず）に記憶しておく。
ＳＰＥＣＴ装置１のカメラ１１にコリメータ２６が設置されたとき、面線源を用いて撮像を行い、データ処理装置１２は、面線源を用いて測定した面線源画像を取得する。
データ処理装置１２は、面線源を測定したときの画像上に生じる感度変化、即ち、面線源画像から山と谷のカウント数の比Ｒを計算する。
次に、データ処理装置１２は、計算したカウント数の比Ｒから、コリメータ２６の位置ずれ量とカウント数の比Ｒとの関係を示すグラフ（図１６参照）のプロットから線形補間によって、コリメータ２６の位置ずれ量を推定することができる。
データ処理装置１２は、面線源を測定したときの画像上に生じる感度変化、即ち、面線源画像から山と谷のカウント数の比Ｒを計算する。
次に、データ処理装置１２は、計算したカウント数の比Ｒから、コリメータ２６の位置ずれ量とカウント数の比Ｒとの関係を示すグラフ（図１６参照）のプロットから線形補間によって、コリメータ２６の位置ずれ量を推定することができる。
これまでは、コリメータ２６の位置ずれについて、ｘ方向の位置ずれのみを考察したが、ｙ方向の位置ずれでも同様のことがいえる。
即ち、ｘ方向およびｙ方向にコリメータ２６の位置ずれが生じた場合における山と谷のカウント数の比Ｒを計算し、ｘ−ｙの２次元座標における山と谷のカウント比Ｒを２次元マップとしてあらかじめ保持する。したがって、ｘ方向、ｙ方向の両方向におけるコリメータ２６の位置ずれ量も２次元マップから線形補間により推定可能であり、コリメータ２６の設置の際には、ｘ方向、ｙ方向における２つの位置ずれ量を推定することができる。
即ち、ｘ方向およびｙ方向にコリメータ２６の位置ずれが生じた場合における山と谷のカウント数の比Ｒを計算し、ｘ−ｙの２次元座標における山と谷のカウント比Ｒを２次元マップとしてあらかじめ保持する。したがって、ｘ方向、ｙ方向の両方向におけるコリメータ２６の位置ずれ量も２次元マップから線形補間により推定可能であり、コリメータ２６の設置の際には、ｘ方向、ｙ方向における２つの位置ずれ量を推定することができる。
＜点応答関数の計算＞
次に、コリメータ２６の位置ずれ量（コリメータ位置情報）を元に点応答関数を計算し、この点応答関数を用いて画像再構成する方法について説明する。
図１７は、レイ・トレースによるシミュレーションを説明する図である。
点応答関数はレイ・トレースによるシミュレーションによって計算することが可能である。このシミュレーションでは、点線源４０からγ線としてレイ４１を飛ばし、そのレイ４１が物質を横切る長さを計算して検出器２１の応答を計算する。
例えば，図１７に示すように、ガンマ線であるレイ４１がコリメータ２６のセプタ２８と検出器２１とを横切る長さをそれぞれＬ1 、Ｌ2 とすると、検出器２１で検出されるカウントは，ｅｘｐ（−μ1 Ｌ1 ）×｛１−ｅｘｐ（−μ2 Ｌ2 ）｝で表すことができる。
ここで、μ1 、μ2 の値は、それぞれ、放射性薬剤から発生するγ線に対するコリメータ２６と検出器２１の減弱係数の値である。
このレイ・トレースによるシミュレーションにおいて、推定されたコリメータ２６の位置ずれ量（コリメータ位置情報）考慮することで、実機のＳＰＥＣＴ装置１における点応答関数を求めることができる。
次に、コリメータ２６の位置ずれ量（コリメータ位置情報）を元に点応答関数を計算し、この点応答関数を用いて画像再構成する方法について説明する。
図１７は、レイ・トレースによるシミュレーションを説明する図である。
点応答関数はレイ・トレースによるシミュレーションによって計算することが可能である。このシミュレーションでは、点線源４０からγ線としてレイ４１を飛ばし、そのレイ４１が物質を横切る長さを計算して検出器２１の応答を計算する。
例えば，図１７に示すように、ガンマ線であるレイ４１がコリメータ２６のセプタ２８と検出器２１とを横切る長さをそれぞれＬ1 、Ｌ2 とすると、検出器２１で検出されるカウントは，ｅｘｐ（−μ1 Ｌ1 ）×｛１−ｅｘｐ（−μ2 Ｌ2 ）｝で表すことができる。
ここで、μ1 、μ2 の値は、それぞれ、放射性薬剤から発生するγ線に対するコリメータ２６と検出器２１の減弱係数の値である。
このレイ・トレースによるシミュレーションにおいて、推定されたコリメータ２６の位置ずれ量（コリメータ位置情報）考慮することで、実機のＳＰＥＣＴ装置１における点応答関数を求めることができる。
＜再構成画像の作成＞
図１８は、本実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置の点応答関数の取得から臨床画像取得における再構成画像の作成までを説明するフローチャートである。
ＳＰＥＣＴ装置１は、臨床画像取得に先立って点応答関数の取得を開始する（ステップＳ１０１）。まず、作業者によりＳＰＥＣＴ装置１にコリメータ２６が設置され（ステップＳ１０２）、作業者により点応答関数の取得の指示操作がなされると、ＳＰＥＣＴ装置１は面線源による面線源画像を撮像する（ステップＳ１０３）。
ＳＰＥＣＴ装置１のデータ処理装置（位置情報推定手段）１２は、面線源を用いて撮像された面線源画像の感度変化から、カウント数の比Ｒを計算し、コリメータ２６の位置ずれ量とカウント数の比Ｒとの関係をプロットしたグラフから、コリメータ２６の位置ずれ量（コリメータ位置情報）を推定する（ステップＳ１０４）。
データ処理装置（点応答関数計算手段）１２は、推定されたコリメータ２６の位置ずれ量（コリメータ位置情報）を用いてレイ・トレースによるシミュレーションにより、点応答関数を計算する（ステップＳ１０５）。
点応答関数を計算した後に、ＳＰＥＣＴ装置１は、臨床画像取得を開始する（ステップＳ１０６）。ＳＰＥＣＴ装置１は、患者データのＳＰＥＣＴ撮像を行う（ステップＳ１０７）。
ＳＰＥＣＴ装置１のデータ処理装置（空間分解能補正手段）１２は、ステップＳ１０７で撮像された画像について、ステップＳ１０５で計算された点応答関数を用いて逐次近似再構成により画像を再構成する（ステップＳ１０８）。
再構成された画像はＳＰＥＣＴ装置１の表示装置１３に表示される（ステップＳ１０９）。
図１８は、本実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置の点応答関数の取得から臨床画像取得における再構成画像の作成までを説明するフローチャートである。
ＳＰＥＣＴ装置１は、臨床画像取得に先立って点応答関数の取得を開始する（ステップＳ１０１）。まず、作業者によりＳＰＥＣＴ装置１にコリメータ２６が設置され（ステップＳ１０２）、作業者により点応答関数の取得の指示操作がなされると、ＳＰＥＣＴ装置１は面線源による面線源画像を撮像する（ステップＳ１０３）。
ＳＰＥＣＴ装置１のデータ処理装置（位置情報推定手段）１２は、面線源を用いて撮像された面線源画像の感度変化から、カウント数の比Ｒを計算し、コリメータ２６の位置ずれ量とカウント数の比Ｒとの関係をプロットしたグラフから、コリメータ２６の位置ずれ量（コリメータ位置情報）を推定する（ステップＳ１０４）。
データ処理装置（点応答関数計算手段）１２は、推定されたコリメータ２６の位置ずれ量（コリメータ位置情報）を用いてレイ・トレースによるシミュレーションにより、点応答関数を計算する（ステップＳ１０５）。
点応答関数を計算した後に、ＳＰＥＣＴ装置１は、臨床画像取得を開始する（ステップＳ１０６）。ＳＰＥＣＴ装置１は、患者データのＳＰＥＣＴ撮像を行う（ステップＳ１０７）。
ＳＰＥＣＴ装置１のデータ処理装置（空間分解能補正手段）１２は、ステップＳ１０７で撮像された画像について、ステップＳ１０５で計算された点応答関数を用いて逐次近似再構成により画像を再構成する（ステップＳ１０８）。
再構成された画像はＳＰＥＣＴ装置１の表示装置１３に表示される（ステップＳ１０９）。
このように、ＳＰＥＣＴ装置１のデータ処理装置１２は、コリメータ位置情報を考慮して、レイ・トレースシミュレーションによって求めた点応答関数を逐次近似再構成に組み込むことで、アーチファクトを発生せずに空間分解能を補正した画像を作成することが可能となる。
したがって、本実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１においては、ステップＳ１０２において、極めて高い精度のコリメータ２６の位置合わせを要求しなくても、好適な再構成画像を取得することができるので、コリメータ２６の位置合わせにかかる時間を短縮できる。
したがって、本実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１においては、ステップＳ１０２において、極めて高い精度のコリメータ２６の位置合わせを要求しなくても、好適な再構成画像を取得することができるので、コリメータ２６の位置合わせにかかる時間を短縮できる。
また、非特許文献２の方法では、全視野における点応答関数を測定する必要があるが、本実施形態ではコリメータ２６を設置した際に、ステップＳ１０３において面線源を用いた撮像を１度行うのみでコリメータ２６の位置ずれ量（コリメータ位置情報）を推定し、更に、位置ずれ量を考慮した点応答関数を求めることができる。
また、ステップＳ１０３において撮像した面線源画像（Ａ）は、コリメータ２６装着後の感度補正データとして利用することも可能である。
データ処理装置１２は、このとき、コリメータ位置情報を元に計算した点応答関数を用いて、面線源画像（Ｂ）をシミュレーションする。
データ処理装置１２は、実測して得られた面線源画像（Ａ）をシミュレーションによって求めた面線源画像（Ｂ）で除算して感度補正データを作成する。この感度補正データによって被験体１５を撮像したときのデータを補正することにより、コリメータ２６における歪みや検出器２１の位置ずれによる影響を低減することが可能となる。
データ処理装置１２は、このとき、コリメータ位置情報を元に計算した点応答関数を用いて、面線源画像（Ｂ）をシミュレーションする。
データ処理装置１２は、実測して得られた面線源画像（Ａ）をシミュレーションによって求めた面線源画像（Ｂ）で除算して感度補正データを作成する。この感度補正データによって被験体１５を撮像したときのデータを補正することにより、コリメータ２６における歪みや検出器２１の位置ずれによる影響を低減することが可能となる。
さらに、この本実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１の構成は、中エネルギー用コリメータや高エネルギーコリメータを使用する際に有効である。用いる放射線エネルギーが高くなるほど、物質の透過能力が高くなるので、セプタ２８の厚みｔを増す必要がある。それに伴い、デッドスペースが増加し、検出器２１の感度が低下する。それを防ぐために、貫通穴２７のサイズが大きいものを使用するのが、一般的である。しかし、本発明では、一つの貫通穴２７に複数の検出器２１を配置することで、孔径を大きくしても、分解能を維持することができる。したがって、高いエネルギーのガンマ線を用いたイメージングに有効である。
本発明は、コリメータ２６の位置情報を求める方法として面線源を用いる方法に限定される必要はない。例えば、レーザーを用いてコリメータ２６と検出器２１の相対位置関係を求めてもよい。
≪変形例≫
また本発明は、図１９に示すように、検出器２１がモジュール単位で実装されている場合、つまり、複数の検出器２１が１つのモジュール基盤上に配置され検出器モジュール２１Ｍを形成し、それらの検出器モジュール２１Ｍを複数配置することによって１枚の検出器パネル２１Ｆを形成している場合にも適用可能である。
検出器２１がモジュール単位で実装されている場合、モジュール間に位置ずれが発生していると、検出器モジュール２１Ｍ毎にコリメータ２６の位置ずれ量は変化する。そこで、検出器モジュール２１Ｍ毎にコリメータ２６の位置ずれ量を推定し、検出器モジュール２１Ｍ単位で点応答関数を求め、それらの点応答関数を逐次再構成に組み込むことで、検出器モジュール２１Ｍのモジュール間に位置ずれが発生している場合でも、アーチファクトを発生せずに空間分解能を補正した画像を作成することが可能となる。
また本発明は、図１９に示すように、検出器２１がモジュール単位で実装されている場合、つまり、複数の検出器２１が１つのモジュール基盤上に配置され検出器モジュール２１Ｍを形成し、それらの検出器モジュール２１Ｍを複数配置することによって１枚の検出器パネル２１Ｆを形成している場合にも適用可能である。
検出器２１がモジュール単位で実装されている場合、モジュール間に位置ずれが発生していると、検出器モジュール２１Ｍ毎にコリメータ２６の位置ずれ量は変化する。そこで、検出器モジュール２１Ｍ毎にコリメータ２６の位置ずれ量を推定し、検出器モジュール２１Ｍ単位で点応答関数を求め、それらの点応答関数を逐次再構成に組み込むことで、検出器モジュール２１Ｍのモジュール間に位置ずれが発生している場合でも、アーチファクトを発生せずに空間分解能を補正した画像を作成することが可能となる。
≪第２実施形態≫
第１実施形態で説明したＳＰＥＣＴ装置１は、コリメータ２６の位置情報を推定し、推定したコリメータ位置情報から点応答関数を計算し、好適な再構成画像を得るものである。
これに対し、第２実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１は、第１実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１の構成に加え、コリメータ２６をｘ、ｙ方向に高精度で移動制御することが可能なコリメータ移動機構（図示せず）を有している。
第２実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１は、コリメータ２６を設置した後、第１実施形態と同様に、面線源を撮像し、データ処理装置１２によりコリメータ２６の位置ずれ量（コリメータ位置情報）を推定する。
第２実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１は、推定されたコリメータ２６の位置ずれ量に基づいて、コリメータ移動機構（図示せず）により、コリメータ２６と検出器２１との位置のずれが解消するようにコリメータ２６を移動する。
第２実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１によれば、コリメータ２６の位置ずれが無い場合の点応答関数を予め求めておけば良く、コリメータ位置情報を元に点応答関数を計算しなおす必要が無い。
第１実施形態で説明したＳＰＥＣＴ装置１は、コリメータ２６の位置情報を推定し、推定したコリメータ位置情報から点応答関数を計算し、好適な再構成画像を得るものである。
これに対し、第２実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１は、第１実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１の構成に加え、コリメータ２６をｘ、ｙ方向に高精度で移動制御することが可能なコリメータ移動機構（図示せず）を有している。
第２実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１は、コリメータ２６を設置した後、第１実施形態と同様に、面線源を撮像し、データ処理装置１２によりコリメータ２６の位置ずれ量（コリメータ位置情報）を推定する。
第２実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１は、推定されたコリメータ２６の位置ずれ量に基づいて、コリメータ移動機構（図示せず）により、コリメータ２６と検出器２１との位置のずれが解消するようにコリメータ２６を移動する。
第２実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１によれば、コリメータ２６の位置ずれが無い場合の点応答関数を予め求めておけば良く、コリメータ位置情報を元に点応答関数を計算しなおす必要が無い。
１ ＳＰＥＣＴ装置（放射線撮像装置）
１０ ガントリ
１１Ａ，１１Ｂ カメラ（撮像装置）
１２ データ処理装置（位置情報推定手段、点応答関数計算手段、空間分解能補正手段）
１３ 表示装置
１４ ベッド
１５ 被検者
２１ 検出器
２１Ａ，２１Ｂ，２１Ｃ，２１Ｄ，２１Ｅ 検出器群
２１Ｆ 検出器パネル
２１Ｍ 検出器モジュール
２１ｆ 入射面
２１ｇ シンチレータ
２１ｈ フォトダイオード
２２ａ，２２ｂ，２２ｄ，２２ｅ，２２ｆ 電極
２２ｃ 共通電極
２３ 検出器基板
２４ ＡＳＩＣ基板
２５ ＡＳＩＣ（放射線計測回路）
２６ コリメータ
２７ 貫通穴
２８ セプタ
２９ 遮光・γ線・電磁シールド
３０ 境界面
３１ 不感領域
３２ 境界線
４０ 点線源
４１ レイ
１０ ガントリ
１１Ａ，１１Ｂ カメラ（撮像装置）
１２ データ処理装置（位置情報推定手段、点応答関数計算手段、空間分解能補正手段）
１３ 表示装置
１４ ベッド
１５ 被検者
２１ 検出器
２１Ａ，２１Ｂ，２１Ｃ，２１Ｄ，２１Ｅ 検出器群
２１Ｆ 検出器パネル
２１Ｍ 検出器モジュール
２１ｆ 入射面
２１ｇ シンチレータ
２１ｈ フォトダイオード
２２ａ，２２ｂ，２２ｄ，２２ｅ，２２ｆ 電極
２２ｃ 共通電極
２３ 検出器基板
２４ ＡＳＩＣ基板
２５ ＡＳＩＣ（放射線計測回路）
２６ コリメータ
２７ 貫通穴
２８ セプタ
２９ 遮光・γ線・電磁シールド
３０ 境界面
３１ 不感領域
３２ 境界線
４０ 点線源
４１ レイ
Claims (4)
- 放射線を測定する検出器と、
セプタで仕切られ、前記検出器の前記放射線の入射面に対して垂直方向から平面視した際、見通せる方向に貫通穴を有し、前記放射線の入射方向を制限するコリメータと、
データ処理装置と、を備える放射線撮像装置であって、
前記コリメータの前記貫通穴には、前記垂直方向から平面視した際、複数の前記検出器が配置されており、
前記データ処理装置は、
前記検出器に対する前記コリメータの位置情報を推定する位置情報推定手段と、
前記コリメータの位置情報を元に点応答関数を計算する点応答関数計算手段と、
前記点応答関数を画像再構成に組み込むことで空間分解能を補正する空間分解能補正手段と、を有する
ことを特徴とする放射線撮像装置。 - 前記位置情報推定手段は、
面線源を測定したときの画像上に生じる感度変化から前記コリメータの位置情報を推定する
ことを特徴とする請求項１に記載の放射線撮像装置。 - 放射線を測定する検出器と、
セプタで仕切られ、前記検出器の前記放射線の入射面に対して垂直方向から平面視した際、見通せる方向に貫通穴を有し、前記放射線の入射方向を制限するコリメータと、を備え、
前記コリメータの前記貫通穴には、前記垂直方向から平面視した際、複数の前記検出器が配置される放射線撮像装置において、
面線源を測定したときの画像上に生じる感度変化から前記検出器に対する前記コリメータの位置情報を推定することを特徴とするコリメータの位置推定方法。 - 請求項３に記載のコリメータの位置推定方法を用いて前記コリメータの位置情報を推定し、
推定された前記コリメータの位置情報に基づいて前記コリメータを移動させる移動機構を有することを特徴とする放射線撮像装置。
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