WO2010035586A1 - 核医学診断装置およびその調整方法 - Google Patents
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Definitions
- a nuclear medicine diagnostic apparatus employing a pixel type as a radiation detector has been studied (for example, see Patent Document 1).
- a pixel type radiation detector a semiconductor detector using a scintillator such as thallium activated cesium iodide (CsI (Tl)) or a semiconductor radiation detection element such as cadmium telluride (CdTe) is used.
- CsI (Tl) thallium activated cesium iodide
- CdTe cadmium telluride
- the collimator's septa thickness thickness of the side wall of the through-hole
- the collimator's septa thickness thickness of the side wall of the through-hole
- the collimator's septa it is necessary to reduce the size of the holes.
- the pixel-type radiation detector 3 used in the pixel-type gamma camera includes thallium-activated sodium iodide (NaI (Tl)), thallium-activated cesium iodide (CsI (Tl)), and cerium-activated.
- Crystal scintillators such as GSO (GSO (Ce)), cerium activated LSO (LSO (Ce)), bismuth germanium oxide (BGO), etc., a plurality of optical devices for detecting the fluorescence, such as photomultiplier tubes, photo
- a radiation detector in which a plurality of detection units 3a are formed by combining diodes, avalanche photodiodes, or the like can be used.
- the diagnostic image is two-dimensional.
- the nuclear medicine diagnosis apparatus 1 is not limited to a gamma camera, and may be a SPECT apparatus configured using a gamma camera.
- the radiation detection unit 3 and the collimator 2 and the like rotate around the subject 12, and a plurality of two-dimensional diagnostic images can be generated at different angles.
- the SPECT apparatus can generate a three-dimensional diagnostic image and its tomographic image by performing image reconstruction by software based on these diagnostic images.
- the radiation source 17 can be an ampule with the radiopharmaceutical 13 placed in an ampule having a pitch smaller than the pitch.
- the arrangement position of the radiation source 17 is not limited to the bed 11 and may be disposed so as to face the collimator 2.
- the distance between the collimator 2 and the radiation source 17 is about several times the thickness of the collimator 2, or It is preferable that the size of an acquired image having a spread described later is a distance that is about 10 pixels or more in both the x-axis direction and the y-axis direction.
- the gap 3b and the gap center plane 3d become the detection unit boundary plane between the detection units 3a, and this detection unit boundary plane is the center of the side wall. It coincides with the surface 2d. Further, the pitch P2 of the detection units 3a is equal to the pitch P1 of the through holes 2a. Moire does not occur at such match points.
- FIG. 4 shows the positional relationship of the collimator 2 with respect to the radiation detector 3.
- the collimator 2 is not aligned, and the positional relationship of the collimator 2 with respect to the radiation detection unit 3 is not matched.
- the detection unit center axis 3c and the through-hole center axis 2c do not match.
- the gap center plane 3d and the side wall center plane 2d do not match. Moire occurs in such a state.
- the radiation 14 is incident with a negative traveling component in the x-axis direction. For this reason, the irradiation region 22 is generated on the negative side in the x-axis direction on the surface of the detection unit 3a. If the irradiation region 22 is shifted in the negative x-axis direction due to the shift of the collimator 2, the radiation 14 protrudes from the surface of the detection unit 3a, and the area of the irradiation region 22 is reduced.
- the areas of the irradiation regions 21 and 22 are larger on the larger x coordinate (pixel coordinate) side than on the smaller side. I understand that.
- the relative position of the collimator 2 with respect to the radiation detection unit 3 must be adjusted so that the asymmetry of the spread is not observed.
- An index that quantitatively expresses the degree of asymmetry (the degree of asymmetry) is required.
- the degree of asymmetry for example, it is conceivable to use an absolute value S of skewness known as a statistical index.
- the absolute value S of the skewness is given by the following equation when N radiations 14 are incident and the position (pixel coordinate (x coordinate)) where the i-th radiation 14 is incident is represented by xi .
- an index that quantitatively represents the size of the spread of the image 18 of the radiation source 17 is necessary.
- the size of the spread for example, a standard deviation or a full width at half maximum known as a statistical index can be considered.
- a range 23 to be reduced is determined based on the size of the spread, and a match point may be determined based on the degree of asymmetry of the spread within the range 23 that is reduced.
- FIG. 8A shows that the match point can be determined only by detecting the minimum value of the spread size.
- the extent of spread is one cycle increase / decrease at one pitch (P1, P2)
- the degree of spread asymmetry is two cycles increase / decrease at one pitch (P1, P2). Therefore, by using the degree of asymmetry of the spread to determine the match point, it is possible to determine the match point with higher positional accuracy than using the size of the spread.
- the radiation 14 emitted from the radiation source 17 passes through the collimator 2 and enters the detection unit 3 a of the radiation detection unit 3.
- the detection unit 3a converts the radiation 14 into a detection signal.
- the positional relationship between the plurality of detection units 3a and the plurality of pixels constituting the image is associated with each other, and the corresponding pixel is determined based on the count number (frequency) of the detection signal in the detection unit 3a.
- an image 18 of the radiation source 17 is created.
- the color information for example, a gray scale such as 256 gradations in which black corresponds to the count number 0 (zero) and white corresponds to the count number 255 can be used.
- the image processing unit 5 calculates the degree of asymmetry of the spread and the size of the spread using the image 18 of the radiation source 17.
- the image processing unit 5 causes the display device 8 to display the degree of asymmetry of the spread and the size of the spread.
- the manufacturer or the diagnostician moves the collimator 2 using the moving mechanism 6 so that the degree of asymmetry is reduced to a minimum value (zero) while observing the degree of asymmetry displayed on the display device 8.
- the moving mechanism 6 is preferably capable of measuring the relative position of the collimator 2, and the image processing unit 5 is preferably capable of receiving the relative position from the moving mechanism 6.
- the image processing unit 5 can store the relative position, the degree of asymmetry of the spread, and the size of the spread before and after the movement. For example, the image processing unit 5 compares the degree of asymmetry of the spread before and after the movement, so that the movement direction in the next movement is changed from the relative position after the movement to the relative position before the movement. Or the opposite direction.
- the image processing unit 5 causes the display device 8 to display the moving direction of the determination result.
- the manufacturer or the diagnostician looks at the moving direction displayed on the display device 8 and moves the collimator 2 in the moving direction using the moving mechanism 6.
- the size of the spread can be evaluated without storing a predetermined size threshold.
- the collimator 2 is arranged at one of the relative positions where the degree of asymmetry is minimum (minimum).
- the image processing unit 5 calculates and stores the size of the spread at this relative position.
- the moving mechanism 6 is used to move the relative position of the collimator 2 by a half pitch.
- An image of the radiation source 17 is generated at this relative position shifted by a half pitch, and the size of the spread is calculated.
- the size of the spread before and after the half-pitch movement is compared, and the relative position with the smaller spread is set as the match point.
- the image processing unit 5 uses the moving mechanism 6 to move the collimator 2 to a relative position where the size of the spread is smaller.
- the image processing unit 5 When the size of the spread is smaller than the size threshold, the image processing unit 5 performs a large movement of about a half pitch because the current relative position is included in the range 23 that is small in FIG. On the other hand, if it is larger, it is included in the range 24 where the current relative position becomes larger, so a large movement of about a half pitch is performed, and the relative position is moved to a range 23 where it becomes smaller.
- the image processing unit 5 determines a relative position at which the degree of asymmetry is minimized (minimum) based on the degree of asymmetry calculated for each different relative position.
- the image processing unit 5 may display the relative position at which the degree of asymmetry is minimized (minimum) on the display device 8.
- the image processing unit 5 causes the moving mechanism 6 to move the collimator 2 to a relative position where the degree of asymmetry is minimized (minimum).
- the image processing unit 5 determines the moving direction of the collimator 2 by a method similar to the manual method so that the degree of asymmetry is minimized (minimum) based on the degree of asymmetry calculated for each different relative position. You may decide.
- the linear radiation sources 25x and 25y it is possible to obtain the same effect as calculating the degree of asymmetry of spread a plurality of times by changing the position of the dotted radiation source 17. That is, when the relative positions of the collimator 2 and the radiation detector 3 and conditions such as statistical fluctuations overlap depending on the position of the point-like radiation source 17, the collimator 2 is not aligned, The degree of asymmetry may be reduced by chance. In such a case, the coincidence can be eliminated by changing the position of the point-like radiation source 17 and calculating the degree of asymmetry of the spread a plurality of times.
- a one-dimensional image in the x-axis direction is acquired in a row of detection units 3a having a pixel coordinate (y coordinate) y0 + 1 that is one larger than the pixel coordinate (y coordinate) y0, and the degree of asymmetry is calculated.
- This repetitive operation is repeated until the one-dimensional image indicated by the arrow 27 is repeatedly acquired, specifically, until the number of repetitions reaches a predetermined number N and the pixel coordinates (y coordinates) reach y0 + N.
- the average value of N + 1 asymmetry degrees obtained in this way is calculated.
- the average value of the degree of asymmetry is defined as the degree of asymmetry with respect to the linear source 25y.
- the extent of the spread with respect to the linear source 25y can be defined, and the degree of asymmetry and the extent of the extent with respect to the linear source 25x can be defined. And since the two linear radiation sources 25x and 25y are arrange
- a parallel hole collimator has been described as an example of the collimator 2.
- the collimator 2 is not limited thereto, and there is a correspondence between the detection unit 3a of the radiation detection unit 3 and the through hole 2a of the collimator 2.
- the present invention can be applied.
- the present invention is effective for a diverging collimator, a converging collimator, a slant collimator, and the like.
- the pitch of the through holes 2a of the collimator 2 is designed to be an integral multiple of the pitch of the detection units 3a of the radiation detection unit 3, the alignment can be performed by the same method, and the present invention is effective. .
- one pixel is not necessarily constituted by one scintillator or a semiconductor element.
- the pixel-type radiation detection unit 3 may be formed by attaching a pixel-like electrode to one semiconductor crystal.
- the pixel-type radiation detection unit 3 that has strip-shaped electrodes in a direction perpendicular to the front and back surfaces and performs a so-called cross-strip read operation may be used in the present invention.
- the gamma camera has been described.
- the effect of the present invention can be expected even in a SPECT apparatus.
- the point-like line source 17 and the line sources 25x and 25y intersecting each other are used.
- the present invention is not limited to this, and a plurality of point-like lines arranged on the line are used.
- the radiation source may be used.
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Abstract
線源（１７）から入射する放射線（１４）を検出する複数の検出単位（３ａ）を格子状に配置する放射線検出部（３）と、検出単位（３ａ）に入射する放射線（１４）の入射方向を制限するコリメータ（２）と、複数の前記検出単位（３ａ）と複数のピクセルの位置関係を対応させ、放射線（１４）を検出した際に検出単位（３ａ）から出力される検出信号のカウント値に基づいて、線源（１７）の診断画像を作成する画像作成部（４）とを有する核医学診断装置（１）において、線源（１７）に対する診断画像の広がりの非対称化度を前記カウント値の対称性から計算する画像処理部（５）と、放射線検出部（３）に対するコリメータ（２）の相対位置を移動させる移動機構（６）とを有する。そして、モアレの発生を抑制し高空間分解能化を可能にする核医学診断装置を提供する。
Description
本発明は、線源から入射する放射線を検出する放射線検出部と、この放射線検出部に入射する放射線の入射方向を制限するコリメータとを有する核医学診断装置およびその調整方法に関する。
核医学診断装置を用いた核医学診断では、特定の臓器や腫瘍に集積する性質があり放射性同位体で標識された薬剤を、被検体に投与する。その薬剤は集積された特定の臓器や腫瘍から放射線（ガンマ線）を放射するので、放射線検出器により放射線を検出することで、被検体内で集積された薬剤の分布に応じた放射線の検出頻度（カウント）分布を診断画像として得ることができる。核医学診断装置では、この診断画像に基づいて、その薬剤が集積される特定の臓器や腫瘍の被検体における位置を特定することができる。
核医学診断装置、特に、ガンマカメラや、ガンマカメラを用いて構成される単光子放出型断層撮影(Single Photon Emission Computed Tomography; SPECT)装置では、放射線検出器の放射線の入射側にコリメータを設けることで、放射線の入射方向を制限し、前記診断画像の広がり（ぼけ）を抑制している。
そして、近年、放射線検出器としてピクセル型を採用した核医学診断装置が検討されている（例えば、特許文献１等参照）。ピクセル型の放射線検出器として、タリウム賦活ヨウ化セシウム（CsI(Tl)）などのシンチレータや、カドミウムテルル（CdTe）などの半導体放射線検出素子を利用した半導体検出器が用いられている。後者の半導体検出器は、光電子増倍管を介さないで検出信号を読み出すことができるために変換効率が良く、また小型化が容易であることから注目されている。
しかし、シンチレータでも半導体検出器でもピクセル型を採用した核医学診断装置においては、診断画像にモアレが観察される場合があった。モアレは、診断画像の画質を低下させるので、正確な診断に影響する恐れがあると考えられる。そのため、モアレの発生を抑制することが望まれていた。
前記診断画像を構成する複数のピクセルは格子状に配置され、これら複数のピクセルに対応するように、放射線検出器、例えば、半導体検出器の有する複数の半導体放射線検出素子等も格子状に配置されている。そして、複数の半導体放射線検出素子等を配置するピッチと等しいピッチになるように、コリメータでは、複数の貫通孔が格子状に配置されている。モアレは、コリメータの放射線検出器に対する配置位置によって発生したり、発生しなかったりし、より詳細には、放射線検出器の複数の半導体放射線検出素子等に対するコリメータの複数の貫通孔の配置位置（位置合わせ）によって、モアレが発生したり発生しなかったりする。
ただ、複数の半導体放射線検出素子等に対するコリメータの複数の貫通孔の配置位置の位置合わせは、放射線検出器の筐体がシールドされているため、中に配置される複数の半導体放射線検出素子等が見えず、光学的に位置合わせを行うことが困難である。
そこで、複数の半導体放射線検出素子等を配置するピッチよりも充分に細かいピッチで、コリメータの複数の貫通孔を配置したり、ピッチが等しい場合にコリメータのセプタ厚（貫通孔の側壁の厚さ）を大きくしたりして、モアレの発生を抑制することも考えられる。ところが、核医学診断装置においては常に診断画像の一層の高分解能化が求められており、診断画像のピクセルのサイズを小さくするために、放射線検出器の半導体放射線検出素子等のサイズとコリメータの貫通孔のサイズを小さくする必要がある。放射線をコリメートするために、コリメータのセプタ厚をある程度の厚さ（例えば０．２ｍｍ）に確保する必要があるので、前記細かいピッチを用いたり、前記セプタ厚を大きくしたりすると、貫通孔のサイズが極端に狭くなり、放射線検出器の感度の低下を招いてしまう。
そこで、本発明の目的は、モアレの発生を抑制しつつ高空間分解能化を可能にする核医学診断装置とその調整方法を提供することにある。
前記目的を達成するために、本発明の特徴は、線源から入射する放射線を検出する複数の検出単位を格子状に配置する放射線検出部と、前記検出単位に入射する前記放射線の入射方向を制限するコリメータと、複数の前記検出単位と複数のピクセルの位置関係を対応させ、前記放射線を検出した際に前記検出単位から出力される検出信号のカウント値に基づいて、前記検出単位に対応する前記ピクセルに色情報を設定して、前記線源の診断画像を作成する画像作成部とを有する核医学診断装置において、
前記線源に対する前記診断画像の広がりの非対称化度を前記カウント値の対称性から計算し、前記放射線検出部に対する前記コリメータの相対位置を移動させる核医学診断装置およびその調整方法にある。
前記線源に対する前記診断画像の広がりの非対称化度を前記カウント値の対称性から計算し、前記放射線検出部に対する前記コリメータの相対位置を移動させる核医学診断装置およびその調整方法にある。
本発明によれば、モアレの発生を抑制しつつ高空間分解能化を可能にする核医学診断装置とその調整方法を提供することができる。
次に、本発明の実施形態について、適宜図面を参照しながら詳細に説明する。なお、各図において、共通する部分には同一の符号を付し重複した説明を省略する。
図１に、本発明の実施形態に係る核医学診断装置１のブロック図を示す。図１では、核医学診断装置１を用いた被検体１２に対する診断時の様子を示している。核医学診断装置１として、図１では、ピクセル型のガンマカメラを示している。
放射性同位体で標識された放射性薬剤１３は、被検体１２に投与されると、特定の臓器や腫瘍に集積する。放射性薬剤１３は、その特定の臓器や腫瘍から放射線１４を放射する。被検体１２がベッド１１上に横たえられコリメータ２に対向させられると、放射性薬剤１３から放射された放射線１４は、コリメータ２の貫通孔２ａを通り、放射線検出部３の検出単位３ａで検出される。なお、放射線１４のうち、コリメータ２および放射線検出部３の表面に対して垂直方向から大きく外れて入射する放射線１４は、コリメータ２によって遮られて、放射線検出部３で検出されない。逆に、コリメータ２および放射線検出部３の表面に対して略垂直方向から入射する放射線１４は、コリメータ２（貫通孔２ａ）を通過して、放射線検出部３によって検出される。
ピクセル型のガンマカメラに用いられるピクセル型の放射線検出部３としては、放射線１４により蛍光を発するタリウム賦活ヨウ化ナトリウム（NaI(Tl)）、タリウム賦活ヨウ化セシウム（CsI(Tl)）、セリウム賦活ＧＳＯ（GSO(Ce)）、セリウム賦活ＬＳＯ（LSO(Ce)）、ビスマスゲルマニウムオキサイド（BGO)などの結晶シンチレータに、前記蛍光を検出するための複数の光デバイス、例えば、光電子増倍管、フォトダイオード、アバランシェフォトダイオードなどを結合させて複数の検出単位３ａとした放射線検出器を用いることができる。また、ピクセル型の放射線検出部３として、シリコン(Si)、ゲルマニウム（Ge）、カドミウムテルル（CdTe）、カドミウムヂィンクテルライド（CZT）、臭化タリウム（TlBr）、ヨウ化水銀（HgI2）、ガリウム砒素（GaAs）など半導体を用いた複数の半導体放射線検出素子を複数の検出単位３ａとした半導体検出器を用いることができる。また、結晶シンチレータを縦横それぞれ１０ｃｍ以上の大きさを有する平板として、この平板に複数の光デバイスを格子状に配置することで、ピクセル型の放射線検出部３を構成してもよい。
放射線検出部３で検出された放射線１４は検出信号に変換され、後段の画像作成部４のアナログ処理部４ａへ送信される。アナログ処理部４ａにおいて、検出信号は、前置増幅部、波形整形部、ピークホールド部、ＡＤ変換部を通して、デジタルの波高値情報へ変換され、放射線検出部３の検出単位３ａの位置情報とともに、画像作成部４のデジタル処理部４ｂへ送信される。波高値情報は、検出した放射線のエネルギの大きさを表している。位置情報については、検出単位３ａさらにはピクセルの一つ一つに対応するように複数のアナログ処理部４ａを設けている場合は、アナログ処理部４ａから波高値情報が送信されてきた際のその送信経路によって、対応する位置情報を生成することができる。
デジタル処理部４ｂは、波高値情報と位置情報に対して必要な補正を行った後、波高値情報が有効なイベントであるか否かの判定を行う。波高値情報のイベントが有効か否かの判定として、放射線１４のエネルギを表す波高値情報が、例えば、入力装置９から入力されたエネルギウィンドウの範囲内にあるか否かの判定が挙げられる。波高値情報がエネルギウィンドウの範囲内であり、有効なイベントであった場合は、対応する位置情報のカウント数（頻度）を１増やす。前記のことを放射線検出部３で検出される複数の放射線１４について行うことにより、被検体１２内の放射性薬剤１３の分布に応じた放射線１４の検出頻度（カウント）分布を診断画像として得ることができる。
診断画像は、被検体１２の診断時には、画像作成部４から画像処理部５へ送信されるが、画像処理部５では処理されること無く、そのままコンソール７の表示装置８に送信される。また、被検体１２の診断時に移動機構６は動かない。移動機構６は、コリメータ２を、放射線検出部３に対して相対的に移動させたり、固定させたりすることができるが、被検体１２の診断時には、コリメータ２を放射線検出部３に対して変位しないように固定する。
表示装置８は、診断画像１５を表示する。診断画像１５は、放射性薬剤１３のそのままの形状に対応する広がりのない理想の診断画像１６があったとすると、その理想の診断画像１６に対して、ぼけて広がる。この広がりは、コリメータ２によって抑制されており図１では誇張して記載しているが僅かに存在している。後記するが、本発明では、この広がりを使用している。そして、診断者は、この診断画像１５に基づいて、放射性薬剤１３が集積した特定の臓器や腫瘍の被検体１２における位置を特定することができる。
前記のように、核医学診断装置１がガンマカメラであれば、診断画像は２次元的になる。核医学診断装置１は、ガンマカメラに限らず、ガンマカメラを用いて構成されるＳＰＥＣＴ装置であってもよい。ＳＰＥＣＴ装置においては、被検体１２を中心として、放射線検出部３およびコリメータ２等が回転し、角度を変えて複数の２次元的な診断画像を生成させることができる。そして、ＳＰＥＣＴ装置では、これらの診断画像を元にソフトウェアによる画像再構成を行うことで、３次元的な診断画像やその断層画像を生成させることができる。
図２に、本発明の実施形態に係る核医学診断装置１のブロック図を示す。図２では、被検体１２の診断時ではなく、核医学診断装置１の製造時のような、放射線検出部３に対するコリメータ２の位置合わせ時の様子を示している。被検体１２の診断時と異なっている点は、被検体１２に替えて、ベッド１１上に点状の線源１７が配置されている点である。点状とはいっても、線源１７の大きさは、コリメータ２の複数の貫通孔２ａのピッチ、および、放射線検出部３の複数の検出単位３ａのピッチと同程度の大きさかそれ以下であればよい。具体的には、放射性薬剤１３は通常液体であるので、線源１７としては、前記ピッチの大きさ以下のアンプルに放射性薬剤１３を入れて封入したものを用いることができる。また、線源１７の配置位置は、ベッド１１上に限られず、コリメータ２に対向して配置されればよく、コリメータ２と線源１７の距離は、コリメータ２の厚みの数倍程度以上、あるいは、後記する取得される広がりを有する画像の大きさがx軸方向、y軸方向ともに１０ピクセル程度以上となる距離であることが好ましい。
線源１７から放射線１４が放射され、コリメータ２の貫通孔２ａを通った放射線１４が放射線検出部３の検出単位３ａで検出される。コリメータ２と、放射線検出部３と、画像作成部４とでは、図１で説明したのと同様な処理が行われ、画像作成部４で作成された線源１７の画像が、画像処理部５へ送信され、また、画像処理部５を介して表示装置８へ送信される。画像処理部５では、詳細は後記するが、線源１７の画像に基づいて、位置合わせをするために、移動機構６がどのように移動させられるのかが決定される。この決定に基づいて、移動機構６を用いて、自動（オート）または手動（マニュアル）で、放射線検出部３に対するコリメータ２の相対位置が移動（変更）される。
表示装置８は、線源１７の画像１８を表示する。画像１８は、線源１７のそのままの形状に対応する広がりのない理想の画像１９があったとすると、その理想の画像１９に対して、ぼけて広がる。放射線検出部３に対するコリメータ２の相対位置の位置合わせが行われていないと、この広がりは、非対称になる。本実施の形態では、この広がりの非対称性に着目し、画像処理部５において、広がりの非対称性を数値化した非対称化度を計算し、広がりの非対称化度が小さくなるように、移動機構６を用いて、コリメータ２の位置合わせを行っている。なお、非対称化度の計算の詳細は後記する。
図３に、コリメータ２の放射線検出部３に対する位置関係を示す。そして、例えば、核医学診断装置１の製造段階で、コリメータ２の位置合わせが行われ、コリメータ２の放射線検出部３に対する位置関係がマッチ（整合）している状態（マッチポイント）を示している。マッチ（整合）している状態では、検出単位３ａの検出単位中心軸３ｃと、貫通孔２ａの貫通孔中心軸２ｃとが一致している。また、マッチ（整合）している状態では、隣り合う検出単位３ａの間の間隙３ｂの間隙中央面３ｄと、隣り合う貫通孔２ａを仕切る側壁２ｂの側壁中央面２ｄとが一致している。なお、間隙３ｂが存在せず、検出単位３ａ同士が接している場合は、間隙３ｂおよび間隙中央面３ｄは、検出単位３ａ同士の検出単位境界面になり、この検出単位境界面は、側壁中央面２ｄに一致する。また、検出単位３ａのピッチＰ２は、貫通孔２ａのピッチＰ１に等しくなっている。このようなマッチポイントでは、モアレは発生しない。
図４に、コリメータ２の放射線検出部３に対する位置関係を示す。そして、コリメータ２の位置合わせが行われておらず、コリメータ２の放射線検出部３に対する位置関係がマッチ（整合）していない状態を示している。マッチ（整合）していない状態では、検出単位中心軸３ｃと、貫通孔中心軸２ｃとが一致していない。また、マッチ（整合）していない状態では、間隙中央面３ｄと、側壁中央面２ｄとが一致していない。このような状態でモアレは発生する。
核医学診断装置１が製造後、完成し、診断者に引き渡され診断者に使用されている際にも、コリメータ２は診断の用途に合わせて使い分けるため、複数のコリメータ２が取り付けられたり外されたりする。この取り付けの際に、マッチ（整合）していない状態でコリメータ２が取り付けられる可能性がある。
図５に、コリメータ２の位置合わせ時、例えば、製造時におけるコリメータ２と放射線検出部３と線源１７の位置関係を模式的に示す。コリメータ２には、四角孔の貫通孔２ａを有するパラレルホールコリメータを用いている。図４に示したマッチ（整合）していない状態は、図５のｘ軸方向に対しても、ｙ軸方向に対しても発生すると考えられる。そこで、後記では、ｘ軸方向に対してコリメータ２の位置が放射線検出部３の位置とマッチ（整合）していない場合を例に、線源１７の画像の広がりが非対称性を持つことを説明する。
図６は、図５のＡ－Ａ方向の矢視断面図であり、放射線１４が放射線検出部３に照射される様子を示している。この例では、コリメータ２の放射線検出部３に対する位置関係は、図４と同様にマッチ（整合）していない。線源１７とコリメータ２との距離に対して、貫通孔２ａの幅は充分に小さいので、個々の貫通孔２ａに入射する複数の放射線１４は互いにほぼ平行になっている。この放射線１４が貫通孔中心軸２ｃと平行に入射している検出単位３ａにおいて、広がりのない線源１７の理想の画像１９（図２参照）の検出信号が生成される。放射線１４が貫通孔中心軸２ｃに対して斜めに入射している検出単位３ａにおいて、理想の画像１９に対して広がりのある線源１７の実際の画像１８（図２参照）の検出信号が生成される。
図６では、ｘ軸方向にコリメータ２の位置が放射線検出部３の位置とマッチ（整合）しておらず、コリメータ２は放射線検出部３に対してｘ軸方向の負方向にずれている場合を考える。このずれにより、コリメータ２の放射線検出部３上の影は、放射線検出部３の検出単位３ａの表面において、ｘ軸方向の負方向（図６の右方向）にずれることになる。同様に、放射線検出部３の検出単位３ａの表面上の放射線１４の照射領域２１、２２は、放射線検出部３の検出単位３ａの表面において、ｘ軸方向の負方向にずれることになる。
ｘ座標（ピクセル座標）の小さい側では、例えば、ピクセル座標が２や３では、放射線１４はｘ軸方向の負方向の進行成分を持って入射する。このため、照射領域２２は、検出単位３ａの表面上のｘ軸方向の負方向の側に生じる。この照射領域２２が、コリメータ２のずれにより、ｘ軸方向の負方向にずれると、放射線１４が検出単位３ａの表面上からはみ出し、照射領域２２の面積が減少してしまう。
ｘ座標（ピクセル座標）の大きい側では、例えば、ピクセル座標が１１や１２では、放射線１４はｘ軸方向の正方向の進行成分を持って入射する。このため、照射領域２１は、検出単位３ａの表面上のｘ軸方向の正方向の側に生じる。この照射領域２２が、コリメータ２のずれにより、ｘ軸方向の負方向にずれても、放射線１４が検出単位３ａの表面上からはみ出すことは無く、照射領域２１の面積は減少しない。
前記より、コリメータ２が放射線検出部３に対してｘ軸方向の負方向にずれている場合、ｘ座標（ピクセル座標）の大きい側では、小さい側より、照射領域２１、２２の面積が大きくなることがわかる。
図７に、線源１７のｘ軸方向の一次元画像（コリメータ２が放射線検出部３に対してｘ軸方向の負方向にずれている場合）を示す。放射線１４のカウント数は、照射領域２１、２２の面積にほぼ比例するので、図７に示すように、ｘ座標（ピクセル座標）の大きい側では、小さい側より、カウント数（頻度）が大きくなり、線源１７の画像の広がりにおいて非対称性が生じることがわかる。
コリメータ２の位置を放射線検出部３にマッチさせるには、前記の広がりの非対称性が見られないようにコリメータ２の放射線検出部３に対する相対位置を調整しなくてはならず、そのためには広がりの非対称性の大きさ（非対称化度）を定量的に表す指標が必要である。非対称化度としては、例えば、統計指標として知られる歪度の絶対値Ｓを用いることが考えられる。歪度の絶対値Ｓは、Ｎ個の放射線１４が入射し、ｉ番目の放射線１４の入射した位置（ピクセル座標（ｘ座標））がｘｉで表される場合に次式で与えられる。
Ｓ＝|Σ（ｘｉ－ｍ）３／Ｎ／σ３|
ここで、Σはｉが１からＮまでに渡っての（ｘｉ－ｍ）３の総和、ｍはｘｉの平均値、σはｘｉの標準偏差である。
Ｓ＝|Σ（ｘｉ－ｍ）３／Ｎ／σ３|
ここで、Σはｉが１からＮまでに渡っての（ｘｉ－ｍ）３の総和、ｍはｘｉの平均値、σはｘｉの標準偏差である。
図８（ｂ）に、コリメータ２の放射線検出部３に対する相対位置と、画像の広がりの非対称化度（歪度の絶対値Ｓ）の関係を示す。歪度の絶対値Ｓは、カウント数（頻度）分布が左右対称の場合に、最小値０（ゼロ）となるので、コリメータ２の相対位置を放射線検出部３にマッチするマッチポイントに設定するには、非対称化度（歪度の絶対値Ｓ）が小さくなる方向へコリメータ２の位置を移動させていけばよいことがわかる。
なお、ずれが小さい場合は問題ないが、ずれが大きくなり、コリメータ２の相対位置が、マッチポイントからちょうど半ピッチずれている場合も、非対称化度（歪度の絶対値Ｓ）は最小値０（ゼロ）となる。半ピッチのように、ずれが大きくなった場合、単に、非対称化度（歪度の絶対値Ｓ）が最小値０（ゼロ）となるように、コリメータ２の位置調整を行ったのでは、半ピッチずれた状態に調整されてしまう可能性がある。ただ、マッチポイントと、マッチポイントから半ピッチずれた状態とでは、線源１７の画像１８の広がりの大きさ（放射線１４の放射線検出部３上での広がりの大きさに相当）が異なる。半ピッチずれた状態では、マッチポイントより、空間分解能が悪化し、線源１７の画像１８がぼけている。
マッチポイントと、マッチポイントから半ピッチずれた状態とを判別するためには、線源１７の画像１８の広がりの大きさを定量的に表す指標が必要である。広がりの大きさとしては、例えば、統計指標として知られる標準偏差や半値全幅などが考えられる。
図８（ａ）に、コリメータ２の放射線検出部３に対する相対位置と、線源１７の画像１８の広がりの大きさの関係を示す。半ピッチずれた状態では、マッチポイントよりも、広がりの大きさが大きくなって、線源１７の画像１８がぼけていることがわかる。そして、広がりの大きさが大きくなる範囲２４の相対位置で、マッチポイントから半ピッチずれた状態が生じており、広がりの大きさが大きくなる範囲２４より小さくなる範囲２３の相対位置で、マッチポイントが生じていることがわかる。これより、広がりの大きさに基づいて、小さくなる範囲２３を決定し、この小さくなる範囲２３の中で、広がりの非対称化度に基づいて、マッチポイントを決定すればよい。なお、図８（ａ）より、広がりの大きさの最小値を検出することだけでも、マッチポイントを決定できることがわかる。しかし、広がりの大きさは、１ピッチ（Ｐ１、Ｐ２）で１周期の増減であるところ、広がりの非対称化度は、１ピッチ（Ｐ１、Ｐ２）で２周期の増減である。このため、マッチポイントを決定するのに、広がりの非対称化度を用いることで、広がりの大きさを用いるより、高い位置精度でマッチポイントを決定することができる。
次に、コリメータ２の位置合わせにおける、核医学診断装置１の働きにつき、主に、画像処理部５と移動機構６の働きについて説明する。
図２に示すように、線源１７から放射された放射線１４は、コリメータ２を通って、放射線検出部３の検出単位３ａに入射する。検出単位３ａは、放射線１４を検出信号に変換する。
画像作成部４において、複数の前記検出単位３ａと、画像を構成する複数のピクセルの位置関係は対応付けられており、検出単位３ａにおける検出信号のカウント数（頻度）に基づいて、対応するピクセルに色情報を設定する。こうして、線源１７の画像１８が作成される。なお、色情報としては、例えば、黒をカウント数０（ゼロ）に対応させ、白をカウント数２５５に対応させる２５６階調といったグレースケールを用いることができる。
画像処理部５は、線源１７の画像１８を用いて、前記広がりの非対称化度と、前記広がりの大きさを計算する。画像処理部５は、表示装置８に、広がりの非対称化度と、広がりの大きさを表示させる。製造者又は診断者は、表示装置８に表示された非対称化度を見ながら、非対称化度が、小さくなり、最小値（ゼロ）になるように、移動機構６を用いて、コリメータ２を移動させる。
また、移動機構６は、コリメータ２の相対位置を計測可能になっていることが好ましく、画像処理部５は、移動機構６から相対位置を受信可能になっていることが好ましい。このことによれば、画像処理部５は、移動の前後での、相対位置と、広がりの非対称化度と、広がりの大きさを記憶することができる。画像処理部５は、例えば、移動の前後での広がりの非対称化度の大小を比較することにより、次の移動の際の移動方向が、移動の後の相対位置から移動の前の相対位置への方向か、その逆方向かを判定することができる。画像処理部５は、判定結果の移動方向を表示装置８に表示させる。製造者又は診断者は、表示装置８に表示された移動方向を見て、移動機構６を用いて、その移動方向にコリメータ２を移動させる。
また、画像処理部５が、所定の大きさ閾値を記憶しておいてもよい。画像処理部５は、計算された広がりの大きさが、大きさ閾値よりも小さいか否かを判定する。画像処理部５は、この判定結果を表示装置８に表示する。この表示に基づいて、製造者又は診断者は、広がりの大きさが大きさ閾値よりも小さい場合は、現在の相対位置が図８（ａ）の小さくなる範囲２３に含まれていると考えられるので、半ピッチ程度の大きな移動を控えることができる。一方、大きい場合は、現在の相対位置が大きくなる範囲２４に含まれていると考えられるので、半ピッチ程度の大きな移動を行うことになる。
なお、所定の大きさ閾値を記憶しておかなくても、広がりの大きさを評価することができる。これにはまず、非対称化度が最小（極小）となる相対位置の１つにコリメータ２を配置する。そして、画像処理部５は、この相対位置で広がりの大きさを計算し記憶する。次に、移動機構６を用いて、コリメータ２の相対位置を半ピッチだけ移動させる。半ピッチ移動したこの相対位置で、線源１７の画像を生成し、広がりの大きさを計算する。半ピッチの移動の前後での広がりの大きさを比較し、広がりの大きさが小さい方の相対位置を、マッチポイントに設定する。画像処理部５は、移動機構６で、コリメータ２を広がりの大きさが小さい方の相対位置に移動させる。
前記のように、コリメータ２の相対位置を調整（移動）するにあたっては、移動機構６を用いて、製造者又は診断者が手動で調整してもよいが、後記のように、移動機構６を自動で動かしコリメータ２の相対位置を少しずつずらしながら、広がりの非対称化度と広がりの大きさを計算し、広がりの非対称化度と広がりの大きさが最小（極小）となる相対位置を自動的にマッチポイントに設定してもよい。また、広がりの大きさの最小（極小）が決定し難い場合は、前記のように、画像処理部５が、所定の大きさ閾値を記憶しておき、画像処理部５は、計算された広がりの大きさが、大きさ閾値よりも小さいか否かを判定すればよい。画像処理部５は、広がりの大きさが大きさ閾値よりも小さい場合は、現在の相対位置が図８（ａ）の小さくなる範囲２３に含まれているので、半ピッチ程度の大きな移動を行わず、一方、大きい場合は、現在の相対位置が大きくなる範囲２４に含まれているので、半ピッチ程度の大きな移動を行い、相対位置を小さくなる範囲２３へ移動させる。
自動の場合、画像処理部５は、異なる相対位置毎に計算された非対称化度に基づいて、非対称化度が最小（極小）になる相対位置を決定する。画像処理部５は、表示装置８に、非対称化度が最小（極小）になる相対位置を表示してもよい。画像処理部５は、移動機構６に、コリメータ２を非対称化度が最小（極小）になる相対位置に移動させる。
なお、画像処理部５は、異なる相対位置毎に計算された非対称化度に基づいて、非対称化度が最小（極小）になるように、手動における方法と同様の方法でコリメータ２の移動方向を決定してもよい。
図９に、実施の形態の変形例を示す。実施の形態の変形例では、図５の実施の形態と比較して、点状の線源１７が、線状の線源２５ｘ、２５ｙになっている点が異なっている。線状の線源２５ｘは、直線状の線源であり、ｘｙ平面（コリメータ２の入射面）と平行な平面上に沿って配置され、ｘ軸方向（コリメータ２の貫通孔２ａの一方の配列方向）から僅かに傾いている。線状の線源２５ｙは、直線状の線源であり、ｘｙ平面と平行な平面上に沿って配置され、ｙ軸方向（コリメータ２の貫通孔２ａの他方の配列方向）から僅かに傾いている。傾きの角度は、５度以上１０度以下程度の大きさである。線状の線源２５ｘと、線状の線源２５ｙとは、互いに交差している。また、線源２５ｘ、２５ｙの線状の太さは、前記ピッチＰ１、Ｐ２以下であることが好適である。線状の線源２５ｘ、２５ｙは、太さがピッチＰ１、Ｐ２以下の筒状のアンプルに、液体の放射性薬剤１３を封入したものを用いることができる。
線状の線源２５ｘ、２５ｙを用いることにより、点状の線源１７の位置を変えて複数回、広がりの非対称化度を計算したのと同じ効果を得ることができる。すなわち、点状の線源１７の位置によって、コリメータ２と放射線検出部３との相対的な位置や、統計揺らぎなどの条件が重なると、コリメータ２の位置合わせができていないにも拘らず、偶然に非非対称化度が小さくなる可能性がある。このような場合、点状の線源１７の位置を変えて複数回、広がりの非対称化度を計算することで、その偶然を排除することができる。そして、ｘ、ｙ軸方向から僅かに傾いた線状の線源２５ｘ、２５ｙであれば、一次元画像を生成する放射線検出部３の検出単位３ａの列を変えることにより、線源２５ｘ、２５ｙのコリメータ２と放射線検出部３とに対する相対的な位置を変更することができる。そして、カウント数を２次元的に１回計測すればよいので、点状の線源１７の位置を変えて複数回計測する場合に比べて、トータルの処理時間を短縮することができる。また、封入する放射性薬剤１３の量が多くなるので、短時間のうちに多くの放射線をカウントすることができ、さらに、トータルの処理時間を短縮することができるだけでなく、非対称化度の計算精度、位置合わせ精度を高めることができる。
図１０に、２本の線状の線源２５ｘ、２５ｙの平面図を示す。そして、線状の線源２５ｘ、２５ｙを投影した放射線検出部３の入射表面において、ｘ軸方向の一次元画像を取得する際の位置と一次元画像の幅とを示す矢印２６ｘを記載している。また、ｙ軸方向の一次元画像を取得する際の位置と一次元画像の幅とを示す矢印２６ｙを記載している。そして、一次元画像を繰り返し取得する範囲を矢印２７として記載している。
広がりの非対称化度の計算を、線状の線源２５ｙに関して行う場合について述べる。まず、あるピクセル座標（ｙ座標）ｙ０を持つ検出単位３ａの列（図１０中では紙面横方向に並ぶ列）において、ｘ軸方向の一次元画像を取得し、非対称化度を計算する。次に、ピクセル座標（ｙ座標）ｙ０より一つ大きいピクセル座標（ｙ座標）ｙ０＋１を持つ検出単位３ａの列において、ｘ軸方向の一次元画像を取得し、非対称化度を計算する。この繰り返し作業を、矢印２７の示す一次元画像を繰り返し取得する範囲、具体的には、繰り返し回数が所定の回数Ｎに達し、ピクセル座標（ｙ座標）がｙ０＋Ｎに達するまで繰り返す。こうして得られたＮ＋１個の非対称化度の平均値を計算する。この非対称化度の平均値を、線状の線源２５ｙに対する非対称化度と定義する。同様に、線状の線源２５ｙに対する広がりの大きさを定義することができ、線状の線源２５ｘに対する広がりの非対称化度と大きさを定義することができる。そして、２本の線状の線源２５ｘ、２５ｙが配置されているので、ｘ軸、ｙ軸両方向に対して一度に位置合わせを行うことができる。そして、図１０に示すように、４つの矢印２７で示す４つの一次元画像を繰り返し取得する範囲を設けることにより、コリメータ２のｘ軸方向とｙ軸方向のずれだけでなく、ｘｙ平面上での回転方向のずれも、４つの範囲に対応する４つの非対称化度として検出でき、これらの非対称化度をそれぞれ最小になるように、移動機構６を調整することでずれを修正することができる。
なお、本実施の形態では、コリメータ２として、パラレルホールコリメータを例に説明したが、これに限らず、放射線検出部３の検出単位３ａと、コリメータ２の貫通孔２ａとに対応関係があれば、本発明を適用することが可能である。例えば、ダイバージングコリメータ、コンバージングコリメータ、スラントコリメータなどに対しても本発明は有効である。また、例えば、コリメータ２の貫通孔２ａのピッチが、放射線検出部３の検出単位３ａのピッチの整数倍とした設計の場合でも、同様の方法で位置合わせを実施でき、本発明は有効である。
また、ピクセル型の放射線検出部３においては、必ずしも一つのピクセルが一つのシンチレータあるいは半導体素子によって構成されていなくても良い。例えば、半導体素子の場合、一つの半導体結晶にピクセル状の電極を付けることでピクセル型の放射線検出部３としてもよい。また、表面と裏面で互いに直行する方向に短冊状の電極をつけ、いわゆるクロスストリップ型の読み出し動作を行うピクセル型の放射線検出部３を、本発明で用いてもよい。
また、本実施の形態では、ガンマカメラについて述べたが、ＳＰＥＣＴ装置でも本発明の効果が期待できる。
また、本実施の形態では、１点の点状の線源１７と、互いに交差する線状の線源２５ｘ、２５ｙとを用いたが、これらに限られず、線上に配置された複数の点状の線源を用いてもよい。
１ 核医学診断装置
２ コリメータ
２ａ 貫通孔
２ｂ 側壁
２ｃ 貫通孔中心軸
２ｄ 側壁中央面
３ 放射線検出部
３ａ 検出単位（半導体放射線検出素子）
３ｂ 間隙（検出単位境界面）
３ｃ 検出単位中心軸
３ｄ 間隙中央面（検出単位境界面）
４ 画像作成部
４ａ アナログ処理部
４ｂ デジタル処理部
５ 画像処理部
６ 移動機構
７ コンソール
８ 表示装置
９ 入力装置
１１ ベッド
１２ 被検体
１３ 放射性薬剤
１４ 放射線（ガンマ線）
１５ 広がりのある実際の診断画像
１６ 広がりのない理想の診断画像
１７ 点状の線源
１８ 広がりのある点状の線源の実際の画像
１９ 広がりのない点状の線源の理想の画像
２１、２２ 照射領域
２３ 小さくなる範囲
２４ 大きくなる範囲
２５ｘ ｘ軸方向から僅かに傾いた線状の線源
２５ｙ ｙ軸方向から僅かに傾いた線状の線源
２６ｘ ｘ軸方向の一次元画像の画像幅
２６ｙ ｙ軸方向の一次元画像の画像幅
２７ 一次元画像の取得範囲
２ コリメータ
２ａ 貫通孔
２ｂ 側壁
２ｃ 貫通孔中心軸
２ｄ 側壁中央面
３ 放射線検出部
３ａ 検出単位（半導体放射線検出素子）
３ｂ 間隙（検出単位境界面）
３ｃ 検出単位中心軸
３ｄ 間隙中央面（検出単位境界面）
４ 画像作成部
４ａ アナログ処理部
４ｂ デジタル処理部
５ 画像処理部
６ 移動機構
７ コンソール
８ 表示装置
９ 入力装置
１１ ベッド
１２ 被検体
１３ 放射性薬剤
１４ 放射線（ガンマ線）
１５ 広がりのある実際の診断画像
１６ 広がりのない理想の診断画像
１７ 点状の線源
１８ 広がりのある点状の線源の実際の画像
１９ 広がりのない点状の線源の理想の画像
２１、２２ 照射領域
２３ 小さくなる範囲
２４ 大きくなる範囲
２５ｘ ｘ軸方向から僅かに傾いた線状の線源
２５ｙ ｙ軸方向から僅かに傾いた線状の線源
２６ｘ ｘ軸方向の一次元画像の画像幅
２６ｙ ｙ軸方向の一次元画像の画像幅
２７ 一次元画像の取得範囲
Claims (16)
- 線源から入射する放射線を検出する複数の検出単位を格子状に配置する放射線検出部と、
前記検出単位に入射する前記放射線の入射方向を制限するコリメータと、
複数の前記検出単位と複数のピクセルの位置関係を対応させ、前記放射線を検出した際に前記検出単位から出力される検出信号のカウント値に基づいて、 前記線源の診断画像を作成する画像作成部とを有する核医学診断装置において、
前記線源に対する前記診断画像の広がりの非対称化度を前記カウント値の対称性から計算する画像処理部と、
前記放射線検出部に対する前記コリメータの相対位置を移動させる移動機構とを有することを特徴とする核医学診断装置。 - 計算された前記非対称化度を表示する表示装置を有することを特徴とする請求の範囲第１項に記載の核医学診断装置。
- 前記画像処理部は、異なる前記相対位置毎に計算された前記非対称化度に基づいて、前記非対称化度が極小になる前記相対位置を決定することを特徴とする請求の範囲第１項又は第２項に記載の核医学診断装置。
- 前記非対称化度が極小になる前記相対位置を表示する表示装置を有することを特徴とする請求の範囲第３項に記載の核医学診断装置。
- 前記移動機構は、前記非対称化度が極小になる前記相対位置に、前記コリメータを移動させることを特徴とする請求の範囲第３項に記載の核医学診断装置。
- 前記画像処理部は、異なる前記相対位置毎に計算された前記非対称化度に基づいて、前記非対称化度が極小になるように、前記コリメータを前記放射線検出部に対して移動させる移動方向を決定することを特徴とする請求の範囲第１項又は第２項に記載の核医学診断装置。
- 前記移動方向を表示する表示装置を有することを特徴とする請求の範囲第６項に記載の核医学診断装置。
- 前記移動機構は、前記移動方向に基づいて、前記コリメータを移動させることを特徴とする請求の範囲第６項に記載の核医学診断装置。
- 前記画像処理部は、前記広がりの大きさを計算することを特徴とする請求の範囲第１項に記載の核医学診断装置。
- 計算された前記広がりの前記大きさを表示する表示装置を有することを特徴とする請求の範囲第９項に記載の核医学診断装置。
- 前記画像処理部は、前記コリメータの１ピッチの範囲を前記広がりの前記大きさが小さくなる範囲と前記小さくなる範囲より大きくなる範囲の２つに分け、
前記小さくなる範囲において、前記非対称化度が極小になる前記相対位置を決定することを特徴とする請求の範囲第９項に記載の核医学診断装置。 - 複数の前記検出単位それぞれは、検出素子を有することを特徴とする請求の範囲第１項に記載の核医学診断装置。
- 複数の前記検出単位それぞれは、半導体放射線検出素子を有することを特徴とする請求の範囲第１項に記載の核医学診断装置。
- 前記検出単位と、前記コリメータに設けられる貫通孔とは、平面視で四角形であることを特徴とする請求の範囲第１項に記載の核医学診断装置。
- 線源から入射する放射線を検出する複数の検出単位を格子状に配置する放射線検出部と、
前記検出単位に入射する前記放射線の入射方向を制限するコリメータと、
複数の前記検出単位と複数のピクセルの位置関係を対応させ、前記放射線を検出した際に前記検出単位から出力される検出信号のカウント値に基づいて、前記線源の診断画像を作成する画像作成部とを有する核医学診断装置の調整方法において、
前記線源に対する前記診断画像の広がりの非対称化度を前記カウント値の対称性から計算し、
前記放射線検出部に対する前記コリメータの相対位置を移動させ、
異なる前記相対位置毎に計算された前記非対称化度に基づいて、前記非対称化度が極小になる前記相対位置を決定することを特徴とする核医学診断装置の調整方法。 - 前記線源に対する前記診断画像の広がりの非対称化度を計算する際に用いる前記線源として、点状又は線状の線源を用いることを特徴とする請求の範囲第１５項に記載の核医学診断装置の調整方法。
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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