WO2011058891A1 - 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

放射線撮像装置およびそれを用いた核医学診断装置 Download PDF

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WO2011058891A1
WO2011058891A1 PCT/JP2010/069286 JP2010069286W WO2011058891A1 WO 2011058891 A1 WO2011058891 A1 WO 2011058891A1 JP 2010069286 W JP2010069286 W JP 2010069286W WO 2011058891 A1 WO2011058891 A1 WO 2011058891A1
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detector
collimator
septa
plan
detectors
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PCT/JP2010/069286
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English (en)
French (fr)
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香里 服部
敦郎 鈴木
土屋　一俊
崇章 石津
啓司 小橋
Original Assignee
株式会社日立製作所
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    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/161—Applications in the field of nuclear medicine, e.g. in vivo counting
    • G01T1/164—Scintigraphy
    • G01T1/1641—Static instruments for imaging the distribution of radioactivity in one or two dimensions using one or several scintillating elements; Radio-isotope cameras
    • G01T1/1648—Ancillary equipment for scintillation cameras, e.g. reference markers, devices for removing motion artifacts, calibration devices
    • G—PHYSICS
    • G21—NUCLEAR PHYSICS; NUCLEAR ENGINEERING
    • G21K—TECHNIQUES FOR HANDLING PARTICLES OR IONISING RADIATION NOT OTHERWISE PROVIDED FOR; IRRADIATION DEVICES; GAMMA RAY OR X-RAY MICROSCOPES
    • G21K1/00—Arrangements for handling particles or ionising radiation, e.g. focusing or moderating
    • G21K1/02—Arrangements for handling particles or ionising radiation, e.g. focusing or moderating using diaphragms, collimators
    • G21K1/025—Arrangements for handling particles or ionising radiation, e.g. focusing or moderating using diaphragms, collimators using multiple collimators, e.g. Bucky screens; other devices for eliminating undesired or dispersed radiation
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/03—Computed tomography [CT]
    • A61B6/037—Emission tomography

Definitions

  • the present invention relates to a radiation imaging apparatus having a pixel-type measurement system for imaging incident radiation distribution, and a nuclear medicine diagnostic apparatus using the same.
  • SPECT Single Photon Emission Computed Tomography
  • gamma camera an apparatus in which the radiation measurement apparatus is applied to the nuclear medicine field.
  • This SPECT device measures the distribution of a compound containing a radioactive isotope and provides an image of a tomographic plane.
  • the radiation detectors used in conventional SPECT apparatuses are mainly a combination of a scintillator consisting of one large crystal and a plurality of photomultipliers.
  • this SPECT device performs position determination of radiation by gravity center calculation from output signals of a plurality of photomultiplier tubes.
  • this method has a limit of about 10 mm in resolution and is insufficient for use in a clinical site, a SPECT device having a higher resolution is required.
  • Pixel-type radiation detectors (hereinafter referred to as detectors) have been developed as ones with higher resolution.
  • Pixel-type detectors include those configured with a scintillator and a photodiode, and those configured with a semiconductor that converts radiation into an electrical signal. All acquire position signals in small detector units, ie, in pixel units.
  • the intrinsic resolution of the detector is determined by the pixel size, making spatially discrete measurements.
  • a pixel type detector with a pixel size of about 1 to 2 mm has been developed, and the resolution has been significantly improved, achieving 10 mm or less.
  • the reconstruction method of the fault plane has also been developed and improved, which greatly contributes to the improvement of resolution.
  • the filtered back projection method FBP method: filtered back-projection method
  • the successive approximation method without resolution correction maximum likelihood estimation maximization method (MLEM method)
  • MLEM method maximum likelihood estimation maximization method
  • OSEM method Ordered Subset Expectation Maximization method
  • a successive approximation method with resolution correction has been developed. By this method, it is possible to reconstruct an image in consideration of physical factors such as the geometry of a collimator or a detector, scattered radiation, etc., and to provide a more accurate image.
  • the terms “detector” and “detector group” are used, but the detector means one that constitutes one pixel of an arbitrary shape, and the detector group is a detector It refers to an assembly in which the vessels are arranged.
  • the shape of the detector is rectangular, and when the group of detectors is viewed from the radiation incident side, the rectangle is closely packed.
  • the through holes of the collimator and the detectors are often arranged in a one-to-one correspondence.
  • the shape of the through hole of the collimator is generally rectangular in accordance with the shape of the detector.
  • the detectors are rectangular, one detector is in contact with the next detector in four planes. The surface in contact with the adjacent detector is defined as "the interface between detectors".
  • the boundary surface between the detectors when viewed in plan from the direction perpendicular to the incident surface of the detectors is defined as “a boundary between the detectors”.
  • the septa of the collimator are disposed on the boundary between the detectors.
  • SPECT devices with high spatial resolution and high sensitivity are required in the clinic.
  • factors that determine the resolution and sensitivity such as the distance between the radiation source and the detector, the thickness of the septa, the energy of the radiation, scattering, and absorption.
  • the height of the septa of the collimator and the size of the through hole of the collimator are greatly involved in the determination of the resolution and sensitivity. That is, in order to obtain high resolution, it is necessary to restrict the incoming direction of radiation incident on the detector with a collimator. For this purpose, the field of view in which the detector looks at the measurement object may be narrowed by the collimator.
  • a LEHR Low Energy High Resolution
  • the shape of the collimator be uniform and that the alignment between the collimator and the detector be properly performed.
  • a plurality of detectors are included in one through hole, and when viewed in a plan view from the direction perpendicular to the incident surface of the detectors, the septa of the collimators are arranged to be on the boundary between the detectors.
  • the SPECT apparatus including the configuration is required to have higher accuracy in the manufacturing accuracy and alignment of the collimator as compared to the conventional machine in which the through hole and the detector are in one-to-one correspondence. The reason is as follows.
  • the position of the collimator In a configuration in which a plurality of detectors are included in one through hole and the septa are arranged on the boundary between the detectors when viewed in plan from a direction perpendicular to the incident surface of the detectors, the position of the collimator The impact of the deviation is more serious.
  • the collimator is displaced, in addition to the global sensitivity unevenness due to moiré, streak-like periodic patterns appear. This is because the misalignment of the collimator places the septa on a certain detector and does not place the septa on a certain detector. Therefore, if the collimator is displaced, periodic streaky sensitivity unevenness occurs.
  • the periodic streak-like sensitivity unevenness is determined by the positional relationship between the septa and the detector, so the cycle is about several pixels.
  • the collimator used in the SPECT device is usually made of lead, it is difficult to maintain sufficient manufacturing accuracy because lead is relatively soft and easily deformed. Also, if the area of the collimator is large, the weight of the lead itself may cause the collimator to bend.
  • the SPECT device makes complex movements such as rotating a camera incorporating a detector and a collimator at the time of imaging. At that time, there is also a problem that the collimator is deviated from the predetermined position.
  • the detector is arranged with a spread as a plane, and a pixel type detection in which each detector constitutes a pixel
  • a radiation imaging apparatus having a radiation imaging circuit including a radiation detector group, a radiation measurement circuit for reading out a detection signal from the detector group, and a collimator having a plurality of through holes separated by septa and extending in a direction perpendicular to a plane.
  • the size is set such that one or more pixels are arrayed in plan view in the vertical direction, and the septa are arranged offset from the boundary between the detectors in plan view in the vertical direction Further, the septa are disposed so as to be orthogonal to the boundary between the detectors in a plan view in the vertical direction, and the apexes of the through holes viewed in a plan view in the vertical direction are from the boundary between the detectors. It arranged Rashi, vertex detector viewed in plan from the vertical direction, by being arranged so as line of sight from the through hole, and wherein the obtaining the incident position information of the radiation for each detector.
  • FIG. 5 illustrates another arrangement of collimators and detectors according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 5 illustrates another arrangement of collimators and detectors according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 5 illustrates another arrangement of collimators and detectors according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 5 illustrates another arrangement of collimators and detectors according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 1 is a block diagram of a SPECT apparatus according to an embodiment of the present invention.
  • the SPECT device 1 is configured to include a gantry 10, cameras (radiographic imaging devices) 11A and 11B, a data processing device 12, a display device 13, and a bed 14.
  • the subject 15 receives a radioactive drug, for example, a drug containing 99m Tc with a half life of 6 hours.
  • ⁇ -rays (radiation) emitted from 99m Tc in the body of the subject 15 placed on the bed 14 are detected by the camera 11 (11A, 11B) supported by the gantry 10 so as to capture a tomographic image ing.
  • the camera 11 incorporates a collimator 26 and a large number of detectors 21.
  • the collimator 26 has a through hole 27 and a septa 28 separating the through hole 27 and separates ⁇ rays emitted from 99m Tc in the body of the subject 15 (restricts the incident angle), and It has a role to let pass only.
  • the ⁇ -ray that has passed through the collimator 26 (through hole 27) is detected by the detector 21.
  • the camera 11 includes an application specific integrated circuit (hereinafter referred to as an application specific integrated circuit (ASIC)) (a radiation measurement circuit) 25 for measuring a ⁇ -ray detection signal.
  • ASIC application specific integrated circuit
  • the ID of the detector 21 that detects the ⁇ ray, the peak value of the detected ⁇ ray and the detection time are input to the ASIC 25 through the detector substrate 23 and the ASIC substrate 24. These are surrounded by a light shielding / ⁇ ray / electromagnetic shield 29 made of iron, lead or the like which constitutes the camera 11 to block light, ⁇ rays and electromagnetic waves.
  • the camera 11 can be moved in the radial and circumferential directions of the central axis of the cylindrical opening provided in the central portion of the gantry 10. At the time of imaging, the camera 11 draws an image by drawing a closest orbit around the subject 15. Moreover, the camera 11 can also be rotated centering
  • the data processing device 12 has a storage device (not shown) and a tomogram information creation device (not shown).
  • the data processor 12 takes in packet data including detected peak value of ⁇ -ray, detection time data and detector (channel) ID from the ASIC 25 and generates a plane image or converts it into sinogram data to generate tomographic image information And display on the display device 13.
  • the response function of the detector 21 may be used.
  • the response function is the probability that a certain detector 21 detects the ⁇ ray with respect to the ⁇ ray emitted from a certain minute region. In general, the response function considers not only the geometrical shape but also physical factors such as the performance of scattering, absorption and the like.
  • the SPECT device 1 images the radioactive drug accumulated in a tumor or the like in the body of the subject 15 and identifies the position of the tumor.
  • FIG. 2 is a perspective view showing a pixel type detector incorporated in the camera according to the embodiment of the present invention.
  • Detectors 21 using a CdTe semiconductor are two-dimensionally arrayed on the detector substrate 23 (see FIG. 1) to constitute a detector group 21A.
  • each detector 21 constitutes one pixel.
  • the upper surface side is the incident surface 21 f of the detector 21, and the electrodes 22 a and 22 b to which a voltage is applied are disposed on the side surface of the detector 21.
  • detection signals are collected in units of each detector 21, that is, in units of pixels.
  • the detector group 21A In order to obtain the response function, it is preferable that the detector group 21A have a periodic structure. Otherwise, the response function will be determined for each pixel.
  • the detectors 21 used for the camera 11 are not limited to those divided into pixels as shown in FIG. 2, but the detectors shown in FIGS. 3 to 7 (detector group 21B, 21C, 21D, 21E) may be used.
  • FIG. 3 is a perspective view showing another example of the pixel type detector. In the detector (detector group 21B) shown in FIG.
  • the common electrode 22c is disposed on one surface of the CdTe semiconductor substrate, that is, the entire surface on the incident surface 21f side with respect to one CdTe semiconductor substrate,
  • the electrode 22d divided in pixel units is disposed on the surface opposite to the incident surface 21f, and the CdTe semiconductor substrate and the common electrode 22c in the area corresponding to one electrode 22d correspond to the pixels, respectively. Constitute a detector.
  • FIG. 4 is a perspective view showing the incident surface side of the first modified example of another pixel type detector
  • FIG. 5 is the opposite of the incident surface of the first modified example of another pixel type detector It is a perspective view showing a field side.
  • the detector (detector group 21C) shown in FIGS. 4 and 5 has the common electrode 22c disposed on the entire surface on the incident surface 21f side with respect to one CdTe semiconductor substrate, and the incident surface 21f of the CdTe semiconductor substrate
  • An electrode 22d divided in pixel units is disposed on the side opposite to the side, and in addition, a groove formed by dicing is divided into individual detectors.
  • FIG. 6 is a perspective view showing a second modified example of another pixel type detector.
  • the detector (detector group 21D) shown in FIG. 6 has a plurality of strip electrodes 22e and 22f facing the top and bottom of the CdTe semiconductor substrate in a right-angled torsion relation to a single CdTe semiconductor substrate. Are arranged.
  • the strip electrode 22e on one of the upper surface and the lower surface is used as an anode, and the strip electrode 22f on the other surface is used as a cathode.
  • Crossed portions of the anode electrode 21e and the cathode electrode 21f form one detector (see Japanese Patent Laid-Open No. 2004-125757).
  • FIG. 7 is a perspective view showing a pixel type scintillator detector.
  • the structure of the detector may be a scintillator detector configured to be divided into pixel units consisting of a scintillator 21g and a photodiode 21h.
  • the side surfaces of the individual scintillators 21g are surrounded by a light shielding material (not shown).
  • the scintillator detector shown in FIG. 7 it may be composed of a scintillator 21g divided for each pixel and a position-sensitive photomultiplier tube (PSPMT).
  • PSPMT position-sensitive photomultiplier tube
  • FIG. 8 is a perspective view showing the arrangement of a collimator and a detector according to an embodiment of the present invention.
  • FIG. 10 is a view of the arrangement of a collimator and a detector according to an embodiment of the present invention as seen from the radiation irradiation direction.
  • the collimator 26A is made of lead, and has a through hole 27A in a visible direction when viewed in plan from a direction perpendicular to the incident surface 21f of the detector 21, and the through hole 27A is arranged in a grid. Further, each through hole 27A is partitioned by the septa 28A. Further, as shown in FIG. 10, the M detectors 21 are configured to include one through hole 27A (in FIG. 10, four detectors 21 are configured to one through hole 27A). Indicates the case of the included configuration). M may not be an integer.
  • the septa 28A of the collimator 26A according to the embodiment of the present invention is disposed to pass through the center of the detector 21, as shown in FIG.
  • the collimator 26A when viewed from above in a direction perpendicular to the incident surface 21f of the detector 21, the collimator 26A makes the boundary 32 between the detectors 21 orthogonal to the septa 28A. In this configuration, even if the position of the collimator 26A is shifted, the leaked radiation and the shadow of the septa 28A fall within substantially the same pixel, so the change in the radiation count number of the detector 21 is small.
  • FIG. 9 is a perspective view showing the arrangement of a collimator and a detector according to a comparative example.
  • FIG. 11 is a view of the arrangement of the collimator and the detector according to the comparative example as viewed from the radiation irradiation direction.
  • the collimator 26B is made of lead and has through holes 27B, and the through holes 27B are arranged in a grid. In addition, each through hole 27B is partitioned by the septa 28B. Further, as shown in FIG. 11, M detectors 21 are included in one through hole 27 B (in FIG. 10, four detectors 21 in one through hole 27 B).
  • the collimator 26A according to the embodiment of the present invention and the collimator 26B according to the comparative example have the same configuration except that the arrangement with respect to the detector 21 (the detector group 21A) is different.
  • the septa 28B of the collimator 26B according to the comparative example is disposed on the boundary 32 between the detectors 21 when viewed in plan from the direction perpendicular to the incident surface 21f of the detector 21. Be done. In this configuration, when the position of the collimator 26B shifts, a short period ring artifact appears as described later.
  • the relationship between the positional deviation of the collimator 26 and the response function will be described.
  • the response function changes.
  • the reason is that the shadow by the collimator 26 is seen around the septa 28.
  • the distance between the detector 21 and the collimator 26 can not be made zero due to physical limitations. Therefore, as shown in FIG. 15 described later, leakage radiation from adjacent pixels can be seen.
  • the leaked radiation is detected by a detector 21 located near the septa 28.
  • the position of the shadow of the collimator 26 and the leaked radiation distribution also move along with the collimator 26. From this, the radiation distribution near the septa 28 strongly depends on the position of the collimator 26.
  • the count number and response function of the radiation detected by the detector 21 change.
  • FIG. 13 when viewed in a plan view from a direction perpendicular to the incident surface 21 f of the detector 21, the intersection points of the septa 28 on and around the boundary 32 between the detectors 21 (a through hole When the 27 apexes contain a certain configuration, for the same reason as above, displacement of the collimator 26 causes an artifact.
  • FIG. 14 also in the detector 21 including a configuration in which the apex of the detector 21 intersects and approaches the septa 28 when viewed in plan from a direction perpendicular to the incident surface 21 f of the detector 21. For the same reason as described above, when the collimator 26 shifts, an artifact appears.
  • FIG. 13 although the septa 28 is expressed as a straight line, you may curve.
  • the general pixel type detector 21 has a dead area 31 (see FIG. 15 described later) between the detector 21 and the detector 21. Therefore, in the configuration of FIGS. 12, 13 and 14, if the collimator 26 is slightly deviated, the amount of leaked radiation distributed on the insensitive region 31 changes. As a result, the radiation count number of the detector 21 changes. That is, it is not possible to completely prevent moire due to positional displacement and rotation of the collimator 26.
  • the septa 28 is a boundary line 32 between the detectors 21. It should not be close to the top. Also, the intersection point of the septa 28 (the apex of the through hole 27) should not be close on the boundary 32 between the detectors 21. Also, the apex of the detector 21 should not be close to the septa 28.
  • FIG. 15 is a schematic cross-sectional view for explaining the relationship between the collimator, the detector, and the leaked radiation according to the comparative example.
  • the height of the collimator 26 is l, the distance between the collimator 26 and the detector 21 is ⁇ l, the thickness of the septa 28 is t, the distance from the center of the detector 21 to the center of the adjacent detector 21 is d, one septa Assuming that the distance from the center of 28 to the center of the next septa 28 (that is, the pitch of the septa 28 and the pitch of the through holes 27) is Nd (however, N is not limited to an integer)
  • N is not limited to an integer
  • the maximum distance X between the point and the septa 28 is
  • (Nd ⁇ t) ⁇ l / l ⁇ t / 2 It becomes.
  • N 2.
  • the range of the leaked radiation is about 30% of the size of the detector 21 (ie,
  • FIG. 16 is a schematic cross-sectional view for explaining the relationship between the collimator, the detector, and the leaked radiation according to the embodiment of the present invention. Therefore, in the configuration using the collimator 26A (see FIGS. 8 and 10) according to the embodiment of the present invention, when viewed in plan from the direction perpendicular to the incident surface 21f of the detector 21, the displacement ⁇ X of the collimator 26A is , And in the direction orthogonal to the septa 28A, and when ⁇ X ⁇ d / 2 ⁇
  • the response function is stable with respect to the positional deviation of the collimator 26A within the range.
  • Leakage radiation is concentrated near the septa 28, while the shadows from the collimator 26 are widely distributed throughout the pixel. Therefore, the leaked radiation distribution is most affected by the misalignment of the collimator 26.
  • the boundary line between the detectors 21 If there is a distance of (Nd ⁇ t) ⁇ l / l ⁇ t / 2 or more between the light source 32 and the septa 28 parallel to the boundary line 32, leaked radiation distributed near the septa 28 is in the same pixel. Subside. When there is an insensitive region 31 between the detectors 21 and 21, assuming that the width is T, it is necessary to have a distance of (Nd ⁇ t) ⁇ l / l ⁇ t / 2 + T / 2 or more.
  • the positional deviation ⁇ X of the collimator 26A is perpendicular to the plane formed by the septa 28A and ⁇ X ⁇ (d + t ⁇ T) / 2 ⁇ (Nd ⁇ t)
  • ⁇ l / l the leaked radiation falls within the same pixel and the count of leaked radiation is constant.
  • the collimator 26 slightly deviates in a direction parallel to the septa 28, since the area covered by the leaked radiation counted by the detector 21 is constant, the count number of the leaked radiation is constant.
  • FIGS. 17A-17C and FIGS. 18A-18C show the results of imaging simulation of the configuration using the collimator according to the embodiment of the present invention.
  • the simulation was done. Further, the deviation of the collimator 26 from the predetermined position is taken as ⁇ X.
  • FIG. 19 is a diagram showing a change in imaging simulation result due to a displacement of a collimator in a configuration using a collimator according to a comparative example
  • FIG. 20 is an imaging simulation due to a displacement of a collimator in a configuration using a collimator according to an embodiment of the present invention It is a figure which shows the change of a result. That is, FIG. 19 is obtained by dividing FIG. 17C to FIG.
  • FIG. 17A, and FIG. 20 is obtained by dividing FIG. 18C and FIG. 18A.
  • FIG. 19 in the configuration using the collimator 26B according to the comparative example, streaks orthogonal to the direction of displacement of the collimator 26B appear periodically at every other row.
  • FIG. 20 in the configuration using the collimator 26A according to the embodiment of the present invention, although streaks perpendicular to the direction of displacement of the collimator 26A appear at the end of the planar source. The way of change elsewhere is irregular. This is the effect of using the Monte Carlo method for simulation. As described above, it is understood that the configuration using the collimator 26A according to the embodiment of the present invention is stable against the positional deviation of the collimator 26.
  • Image evaluation of a uniform planar source is an indicator of whether an artifact appears. This is because artefacts are noticeable in areas where the radiation count number is substantially uniform or in areas where changes in the count number occur on a scale sufficiently larger than the pixel size. Therefore, evaluation of the artifact may be performed using a source having a uniform distribution. For simplicity, we will consider planar images obtained from a uniform planar source and parallel to the collimator 26. Also, assuming that the displacement of the collimator 26 is only one direction, it is assumed that it is parallel to the detector 21.
  • FIG. 21 is a graph showing the amount of change of the surface line source image in the configuration using the collimator according to the comparative example.
  • (DELTA) l / d four types of values of 2.1, 4.3, 6.4, and 8.6 were used.
  • a value obtained by averaging the ratio of the count number of peaks and valleys by the detector group 21A is set as R, and is set as the vertical axis of the graph. Further, the displacement ⁇ X of the collimator 26 B is divided by d to make it non-dimensional, which is taken as the horizontal axis of the graph.
  • FIG. 22 shows how the surface line source image changes with respect to the shift of the collimator 26A.
  • FIG. 22 is a graph showing the amount of change of the surface radiation source image in the configuration using the collimator according to the embodiment of the present invention.
  • ⁇ l / d is four values of 2.1, 4.3, 6.4, and 8.6.
  • the ratio of the count numbers changes in the column orthogonal to the direction of the shift.
  • R changes in any ⁇ l / d within the range of
  • the configuration using the collimator 26A according to the embodiment of the present invention is different from the configuration using the collimator 26B according to the comparative example in the change of
  • the FBP method can not be applied because the images in FIGS. 18A-18C have unique patterns. Also, as shown in FIG. 16, the detector 21 below the septa 28 has a disrupted visual field. However, the image can be reconstructed by successive approximation using a response function. In addition, the resolution hardly decreases if the response function considering the divided visual field is used. It should be noted that when a uniform planar source is irradiated, an image with a periodic pattern can be obtained, so the response function has a complicated shape.
  • FIG. 24 is an example of the result of the image reconstruction simulation in the configuration using the collimator according to the embodiment of the present invention.
  • FIG. 25 is an example of the result of the image reconstruction simulation in the configuration using the collimator according to the comparative example.
  • FIG. 26 is a diagram showing a change in simulation results of image reconstruction due to a displacement of a collimator in a configuration using a collimator according to an embodiment of the present invention
  • FIG. 27 is a diagram of a collimator in a configuration using a collimator according to a comparative example. It is a figure which shows the change of the image reconstruction simulation result by shift
  • the scale of FIG. 26, FIG. 27 is unifying.
  • the sensitivity of the detector 21 may be reduced by the shadow of the collimator 26.
  • the decrease in sensitivity may be slight or even increased. This is because, in general, in the pixel-type detector 21, there is a gap between the detector 21 and the detector 21. Therefore, the area is insensitive (corresponding to the insensitive area 31 in FIG. 15).
  • the septa 28 is disposed on or in the vicinity of the boundary 32 between the detectors 21 in plan view in a direction perpendicular to the incident surface 21 f of the detector 21, leaked radiation is distributed in the insensitive region 31. Do. Thus, these radiations are not detected.
  • these leaked radiation are all detected because they are distributed on the detector 21.
  • the sensitivity is maintained by the tradeoff between the shadow of the collimator 26 and the leaked radiation.
  • the collimator 26 having the conventional manufacturing accuracy can be used.
  • the alignment of the collimator 26 may be less accurate than that of the configuration using the collimator 26B according to the comparative example. This can reduce the time required for alignment.
  • the accuracy of alignment of the collimator 26 may be about 0.1 mm, which is a realistic value.
  • it is more stable against the displacement of the collimator 26 at the time of measurement than the configuration using the collimator 26B according to the comparative example an image with less artifact can be obtained.
  • the count number of each detector 21 is recorded at the time of measurement, and the count number of a plurality of adjacent detectors 21 is combined off-line after measurement, the number of detectors 21 to be combined is free. Can be changed to This makes it possible to reconstruct the image at various resolutions after the measurement. In this SPECT device 1, resolution and the minimum number of counts required for imaging can be selected without changing the device configuration.
  • this configuration is effective when using a medium energy collimator or a high energy collimator.
  • the resolution can be maintained even if the hole diameter is increased. Therefore, it is effective for imaging using high energy gamma rays.
  • the collimator 26A has been described as including four detectors 21 for one through hole 27A, the present invention is not limited to this.
  • the septa 28 passes through the center of the detector 21, and the detector 21
  • the number of detectors 21 included in the through hole 27 may be arbitrary as long as it is orthogonal to the end. For example, as shown in FIG. 28, two detectors 21 may be included, or nine detectors 21 may be included as shown in FIG.
  • the length of one side of the through hole 27 of one collimator 26 is L.
  • L Nd-t.
  • the length of any line connecting the boundary 32 between the detectors 21 and the septa 28 is always L ⁇ l / l + (T ⁇ If t) / 2 or more, the leaked radiation falls within the same pixel and is stable against displacement of the collimator 26. At this time, it is stable against the rotation of the collimator 26 and can prevent moire.
  • the septa 28 are arranged in parallel with the array of the detectors 21. This is to make the sensitivity of each detector 21 uniform. In these configurations shown in FIGS. 30 and 31, image reconstruction is possible by the FBP method and the successive approximation method.
  • the SPECT device 1 provided with the detector 21 of an arbitrary shape and the collimator 26 having the through hole 27 of an arbitrary shape, this detection when viewed in plan from a direction perpendicular to the incident surface 21 f of the detector 21
  • the distance between the boundary line 32 between the vessels 21 and the septa 28 may be L ⁇ l / l + (T ⁇ t) / 2 or more. Then the leaked radiation will be in the same pixel.
  • L is defined as the maximum width of the through hole 27 in any through hole 27 shape.
  • the distance between the septa 28 perpendicular to each other and the boundary 32 between the detectors 21 may be equal to or less than the above value.
  • the length of any line drawn from the top of the through hole 27 to the boundary 32 between the detectors 21 should always be L ⁇ l / l + (T ⁇ t) / 2 or more.
  • the length of any line drawn from the top of the detector 21 to the septa 28 should always be L ⁇ l / l + (T ⁇ t) / 2 or more. Even if the collimator 26 moves within the above range, the area where leaked radiation is distributed on one detector 21 is constant.

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Abstract

　従来の製作精度の検出器およびコリメータを用いても、コリメータの位置ずれに対してロバスト（安定）な放射線撮像装置およびそれを用いた核医学診断装置であって、貫通穴（２７）は、垂直方向から平面視して、一つまたは複数のピクセルが配列されるようにサイズが設定され、セプタ（２８）は、垂直方向から平面視して、検出器同士の間の境界線からはずらして配置され、さらに、セプタ（２８）は、垂直方向から平面視して、検出器同士の境界線とは直交するように配置され、垂直方向から平面視した貫通穴（２７）の頂点は、検出器同士の境界線からはずらして配置され、垂直方向から平面視した検出器（２１）の頂点は、貫通穴（２７）から見通せるように配置されることで、検出器（２１）ごとに放射線の入射位置情報を得ることを特徴とする。

Description

放射線撮像装置およびそれを用いた核医学診断装置
　本発明は、ピクセル型の計測体系を持ち入射放射線分布を画像化する放射線撮像装置およびそれを用いた核医学診断装置に関するものである。
　放射線計測装置を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。
　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。
　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）。
特許第３９２８６４７号 国際公開第２００８／０４６９７１号
C. Robert et al. (2008) 2008 IEEE Nuclear Science Symposium Conference Record Vol6 pp.4246-4251
　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、コリメータの形状が一様性であること、および、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。
　また、一つの貫通穴に複数の検出器が含まれ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、コリメータの製作精度、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。
　一つの貫通穴に複数の検出器が含まれ、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。コリメータがずれると、モアレによる大局的な感度ムラに加えて、筋状の周期的なパターンが現れる。これは、コリメータのずれにより、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、現在のコリメータ製作精度および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。
　また、ＳＰＥＣＴ装置に用いられるコリメータは、通常、鉛で製作されるが、鉛は比較的軟らかく変形しやすい性質を備えるため十分な製作精度を維持することは困難である。　また、コリメータの面積が大きいと、鉛自身の重量でコリメータがたわんでしまう。
　加えて、ＳＰＥＣＴ装置は撮像時に、検出器とコリメータを内蔵するカメラを回転するなど複雑な動きをさせる。その際、コリメータが所定の位置からずれてしまうという問題もある。
　一方、点線源で応答関数を測定し、測定した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。しかし、点線源を多数の位置で測定しなければならず、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、コリメータのずれに対してロバストなＳＰＥＣＴ装置が求められている。
　そこで本発明は、従来の製作精度の検出器およびコリメータを用いても、コリメータの位置ずれに対してロバスト（安定）な放射線撮像装置およびそれを用いた核医学診断装置を提供することを課題とする。
　本発明は、このような課題を解決するために、請求項１に係る放射線撮像装置は、検出器が平面としての広がりを持って配列されて各検出器がそれぞれピクセルを構成するピクセル型の検出器群と、検出器群からの検出信号を読み出す放射線計測回路と、セプタで仕切られ、平面に対して垂直方向に伸びる貫通穴が複数配列されたコリメータとを有する放射線撮像装置において、貫通穴は、垂直方向から平面視して、一つまたは複数のピクセルが配列されるようにサイズが設定され、セプタは、垂直方向から平面視して、検出器同士の間の境界線からはずらして配置され、さらに、セプタは、垂直方向から平面視して、検出器同士の境界線とは直交するように配置され、垂直方向から平面視した貫通穴の頂点は、検出器同士の境界線からはずらして配置され、垂直方向から平面視した検出器の頂点は、貫通穴から見通せるように配置されることで、検出器ごとに放射線の入射位置情報を得ることを特徴とする。
　本発明によれば、従来の製作精度の検出器およびコリメータを用いても、コリメータの位置ずれに対してロバスト（安定）な放射線撮像装置およびそれを用いた核医学診断装置を提供することができる。
　本発明の他の目的、特徴及び利点は添付図面に関する以下の本発明の実施例の記載から明らかになるであろう。
本発明の実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置の構成図である。 本発明の実施形態に係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。 ピクセル型の検出器の別の例を示す斜視図である。 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る。 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。 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。 ピクセル型のシンチレータ検出器を示す斜視図である。 本発明の実施形態に係るコリメータと検出器の配置を示した斜視図である。 比較例に係るコリメータと検出器の配置を示した斜視図である。 本発明の実施形態に係るコリメータと検出器の配置を放射線照射方向から見た図である。 比較例に係るコリメータと検出器の配置を放射線照射方向から見た図である。 ピクセル型の検出器とコリメータのセプタとの配置例を示した図である。 ピクセル型の検出器とコリメータのセプタとの配置例を示した図である。 ピクセル型の検出器とコリメータのセプタとの配置例を示した図である。 比較例に係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。 本発明の実施形態に係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。 比較例にかかる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。 比較例にかかる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。 比較例にかかる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。 本発明の実施形態に係る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。 本発明の実施形態に係る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。 本発明の実施形態に係る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。 比較例にかかるコリメータを用いた構成におけるコリメータのずれによる撮像シミュレーション結果の変化を示す図である。 本発明の実施形態に係るコリメータを用いた構成におけるコリメータのずれによる撮像シミュレーション結果の変化を示す図である。 比較例に係るコリメータを用いた構成において、面線源イメージの変化量を示すグラフである。 本発明の実施形態に係るコリメータを用いた構成において、面線源イメージの変化量を示すグラフである。 本発明の実施形態に係るコリメータを用いた構成と比較例に係るコリメータを用いた構成において、Δｌ／ｄ＝４．３における面線源イメージの変化量を比較するグラフである。 本発明の実施形態に係るコリメータを用いた構成における画像再構成シミュレーションの結果の例である。 比較例に係るコリメータを用いた構成における画像再構成シミュレーションの結果の例である。 本発明の実施形態に係るコリメータを用いた構成におけるコリメータのずれによる画像再構成シミュレーション結果の変化を示す図である。 比較例に係るコリメータを用いた構成におけるコリメータのずれによる画像再構成シミュレーション結果の変化を示す図である。 本発明の実施形態に係るコリメータと検出器の別の配置を示す図である。 本発明の実施形態に係るコリメータと検出器の別の配置を示す図である。 本発明の実施形態に係るコリメータと検出器の別の配置を示す図である。 本発明の実施形態に係るコリメータと検出器の別の配置を示す図である。
　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。
＜ＳＰＥＣＴ装置（核医学診断装置）１＞
　本発明の実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置（核医学診断装置）１の全体の構成について図１を用いて説明する。
　図１は、本発明の実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置の構成図である。
　ＳＰＥＣＴ装置１は、ガントリ１０、カメラ（放射線撮像装置）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。
　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において画像再構成をする際、検出器２１の応答関数を用いることがある。応答関数とは、ある微少領域から発したγ線に対して、ある検出器２１がそのγ線を検出する確率である。一般に、応答関数は、幾何学的形状だけでなく、散乱、吸収等の性能等の物理的要因も考慮する。この応答関数を用いることで、逐次近似法（ＭＬＥＭ法、ＯＳＥＭ法）等からより正確な画像を再構成することができる。なお、正しくない応答関数を用いて画像を再構成すると、分解能が低下したり、アーチファクトを生じたりする。
　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。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、
　　　ｙi ＝ΣＣij λj 
となる。上式から、逐次近似法等(ＭＬＥＭ法、ＯＳＥＭ法、ＭＡＰ法等)を用いて画像を再構成する。ここで、Ｃijは、幾何的に決定される定数である。
　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２１＞
　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、本発明の実施形態に係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、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。
　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２１ｅと陰極の電極２１ｆ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。
　＜コリメータ２６＞
　次に、カメラ１１に用いられるコリメータ２６について、本発明の実施形態に係るコリメータ２６Ａと比較例に係るコリメータ２６Ｂを図８から図１１を用いて説明する。
　まず、本発明の実施形態に係るコリメータ２６Ａについて図８、図１０を用いて説明する。図８は、本発明の実施形態に係るコリメータと検出器の配置を示した斜視図である。図１０は、本発明の実施形態に係るコリメータ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２６Ａ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２７Ａを有し、貫通穴２７Ａは碁盤目状に配置されている。また、各貫通穴２７Ａは、セプタ２８Ａによって仕切られている。
　また、図１０に示すように、１つの貫通穴２７Ａに対しＭ個分の検出器２１が含む構成となっている（図１０では、１つの貫通穴２７Ａ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。
　本発明の実施形態に係るコリメータ２６Ａのセプタ２８Ａは、図１０に示すように、検出器２１の中心を通るように配置される。また、コリメータ２６Ａは、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とセプタ２８Ａとは直交する。この構成では、コリメータ２６Ａの位置がずれても、漏れ放射線やセプタ２８Ａの影は、ほぼ同一ピクセル内に収まるので、検出器２１の放射線のカウント数の変化が少ない。
　次に、比較例に係るコリメータ２６Ｂについて図９、図１１を用いて説明する。図９は、比較例に係るコリメータと検出器の配置を示した斜視図である。図１１は、比較例に係るコリメータ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２６Ｂは鉛製であり、貫通穴２７Ｂを有し、貫通穴２７Ｂは碁盤目状に配置されている。また、各貫通穴２７Ｂは、セプタ２８Ｂによって仕切られている。
　また、図１１に示すように、１つの貫通穴２７Ｂ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１０では、１つの貫通穴２７Ｂ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。
　このように、本発明の実施形態に係るコリメータ２６Ａと比較例に係るコリメータ２６Ｂは、検出器２１（検出器群２１Ａ）に対する配置が異なる点を除けば同一の構成である。
　比較例に係るコリメータ２６Ｂのセプタ２８Ｂは、図１１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２６Ｂ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。
　ここで、コリメータ２６の位置ずれと応答関数との関係について説明する。
　コリメータ２６の位置がずれると、応答関数が変化する。その理由は、セプタ２８周辺に、コリメータ２６による影がみられるためである。また、検出器２１とコリメータ２６間の距離を、物理的制約から０にすることができない。したがって、後述する図１５に示すように、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応答関数が変化する。
　図１２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、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、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。
　また、図１３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上およびその付近にセプタ２８の交点（貫通穴２７の頂点）がある構成を含むとき、上記と同様の理由により、コリメータ２６がずれるとアーチファクトを生じる。
　また、図１４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、検出器２１の頂点がセプタ２８と交わる、および接近する構成を含む検出器２１においても、上記と同様の理由により、コリメータ２６がずれるとアーチファクトが現れる。
　なお、図１３、図１４において、セプタ２８は直線で表現しているが、湾曲していてもよい。
　Ｍ≧１のとき、モアレを防ぐために、検出器２１上を横切るセプタ２８の面積を一定に保ちながら、コリメータ２６をずらして配置する構成（レイアウト）が知られている（特許文献１参照）。したがって、一つの検出器２１上における漏れ放射線が分布する面積は、コリメータ２６の位置にかかわらず同じである。ただし、これらの構成（レイアウト）においては、図１２、図１３、図１４の構成を一部に含んでいる。
　図２から図７に示すように、一般的なピクセル型の検出器２１は、検出器２１と検出器２１の間に不感領域３１（後述する図１５参照）がある。したがって、図１２、図１３、図１４の構成があるとき、わずかでもコリメータ２６がずれると、不感領域３１上に分布する漏れ放射線の量が変化する。結果、検出器２１の放射線のカウント数が変化する。すなわち、コリメータ２６の位置ずれおよび回転によるモアレを完全に防ぐことはできない。
　以上より、コリメータ２６の位置がずれても、コリメータ２６の影および漏れ放射線ができるだけ同一検出器に含まれる構成がよい。したがって、比較例に係るコリメータ２６Ｂと検出器２１の配置のように、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、セプタ２８は、検出器２１同士の間の境界線３２上に近接してはならない。
　また、セプタ２８の交点（貫通穴２７の頂点）は、検出器２１同士の間の境界線３２上に近接してはならない。また、検出器２１の頂点がセプタ２８に近接してはならない。
　ここで、比較例に係るコリメータ２６Ｂ（図９、図１１参照）を例に再度説明する。
　比較例に係るコリメータ２６Ｂと検出器２１（検出器群２１Ａ）との配置構成は、図１２に示す構成を含んでおり、コリメータ２６Ｂのズレに対して不安定である。
　図１５は比較例に係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。
　コリメータ２６の高さをｌ、コリメータ２６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の中心までの距離をｄ、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）をＮｄ（ただし、Ｎは整数に限られない）とすると、漏れ放射線の到達する地点とセプタ２８の距離の最大値Ｘは、
　　　｜Ｘ｜＝（Ｎｄ－ｔ）Δｌ／ｌ－ｔ／２
となる。
　本発明の実施形態に係るコリメータ２６Ａおよび比較例に係るコリメータ２６Ｂにおいて、Ｎ＝２である。ｌ／ｄ＝１６、Δｌ／ｄ＝４．３、ｔ／ｄ＝０．３としたとき、漏れ放射線の及ぶ範囲は、検出器２１のサイズの３０％程度（即ち、｜Ｘ｜／ｄが０．３程度）となる。これは、ｄ＝１ｍｍの検出器２１では、｜Ｘ｜＝０．３ｍｍ程度となる。
　図１６は本発明の実施形態に係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。
　したがって、本発明の実施形態に係るコリメータ２６Ａ（図８、図１０参照）を用いた構成において、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、コリメータ２６Ａの位置ずれΔＸが、セプタ２８Ａと直交する方向であり、かつΔＸ≦ｄ／２－｜Ｘ｜、即ち、ΔＸ≦（ｄ＋ｔ）／２－（Ｎｄ－ｔ）Δｌ／ｌであるとき、漏れ放射線は同一ピクセル内におさまり、漏れ放射線のカウント数は一定となる。
　また、前記範囲内のコリメータ２６Ａの位置ずれに対して応答関数は安定である。漏れ放射線はセプタ２８付近に集中するのに対して、コリメータ２６による影はピクセル全体に広く分布する。したがって、漏れ放射線分布が最も、コリメータ２６の位置ずれの影響を受ける。
　矩形の検出器２１と、矩形の貫通穴２７を持つコリメータ２６を備えるＳＰＥＣＴ装置１において、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、検出器２１同士の間の境界線３２と、この境界線３２に平行なセプタ２８の間に（Ｎｄ－ｔ）Δｌ／ｌ－ｔ／２以上の距離があいていれば、セプタ２８付近に分布する漏れ放射線は、同一ピクセル内におさまる。
　検出器２１と検出器２１の間に不感領域３１があるとき、その幅をＴとすると、（Ｎｄ－ｔ）Δｌ／ｌ－ｔ／２＋Ｔ／２以上の距離をあける必要がある。また、本発明の実施形態に係るコリメータ２６Ａを用いた構成において、コリメータ２６Ａの位置ずれΔＸが、セプタ２８Ａのなす面と垂直方向であり、かつΔＸ≦（ｄ＋ｔ－Ｔ）／２－（Ｎｄ－ｔ）Δｌ／ｌであるとき、漏れ放射線は同一ピクセル内におさまり、漏れ放射線のカウント数は一定となる。
　なおコリメータ２６が、セプタ２８と平行方向に僅かにずれても、検出器２１でカウントされる漏れ放射線の及ぶ面積は一定なので、漏れ放射線のカウント数は一定である。
　一方、比較例に係るコリメータ２６Ｂを用いた構成では、ｄ＝１ｍｍの検出器２１では、｜Ｘ｜＝０．３ｍｍ程度であることより、０．１ｍｍオーダでコリメータ２６の位置がずれると、一つのピクセルで検出される漏れ放射線の量が大幅に変化することがわかる。０．１ｍｍ以下の精度で位置合わせを行うのは難しい。また、この精度で鉛製のコリメータ２６を作成するのも難しい。
＜面線源を照射した場合の撮像シミュレーション＞
　前述のように、コリメータ２６が所定の位置からずれることにより、取得イメージが変化する。比較例に係るコリメータ２６Ｂ（図９、図１１参照）を用いた構成と、本発明の実施形態に係るコリメータ２６Ａ（図８、図１０参照）を用いた構成について、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１７Ａ－１７Ｃ、図１８Ａ－１８Ｃに示す。
　図１７Ａ－１７Ｃは比較例にかかる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り、図１８Ａ－１８Ｃは本発明の実施形態に係る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、コリメータ２６の所定の位置からのずれをΔＸとする。
　また、図１７Ａ－１７Ｃおよび図１８Ａ－１８Ｃにおいて、図１７Ａ、１８Ａはコリメータ２６が所定の位置にある場合（ΔＸ／ｄ＝０）、図１７Ｂ、１８Ｂはコリメータ２６が所定の位置から右方向にΔＸ／ｄ＝０．０７ずれた位置にある場合、図１７Ｃ、１８Ｃはコリメータ２６が所定の位置から右方向にΔＸ／ｄ＝０．１４ずれた場合を示している。
　なお、ΔＸ／ｄ＝０．０７はｄ＝１．４ｍｍのときΔＸが約０．１ｍｍであることに相当し、ΔＸ／ｄ＝０．１４はｄ＝１．４ｍｍのときΔＸが約０．２ｍｍであることに相当する値である。
　比較例に係るコリメータ２６Ｂを用いた構成において、コリメータ２６Ｂが所定の位置にある場合（ΔＸ＝０）、図１７Ａに示すように一様なイメージが得られる。しかし、図１７Ｂ，１７Ｃに示すように、コリメータ２６Ｂがわずかでもずれた場合、一列おきの縞が出現する。
　一方、本発明の実施形態に係るコリメータ２６Ａを用いた構成においては、図１８Ａ，１８Ｂ，１８Ｃに示すように、格子縞が出現する。
　これは、検出器２１の上方にセプタ２８が配置される検出器２１と、セプタ２８が配置されない検出器２１とで、放射線のカウント数が異なることによる。したがって、コリメータ２６の上端から面線源までの距離は格子縞の位置に影響しない。
　比較例に係るコリメータ２６Ｂを用いた構成と、本発明の実施形態に係るコリメータ２６Ａを用いた構成とにおいて、ΔＸ／ｄ＝０．１４におけるシミュレーション結果からΔＸ／ｄ＝０におけるシミュレーション結果をそれぞれ除算したものを図１９、図２０に示す。
　図１９は比較例にかかるコリメータを用いた構成におけるコリメータのずれによる撮像シミュレーション結果の変化を示す図であり、図２０は本発明の実施形態に係るコリメータを用いた構成におけるコリメータのずれによる撮像シミュレーション結果の変化を示す図である。
　即ち、図１９は図１７Ｃから図１７Ａを除算したものであり、図２０は図１８Ｃから図１８Ａを除算したものである。
　図１９に示すように、比較例に係るコリメータ２６Ｂを用いた構成においては、コリメータ２６Ｂのずれの方向に対して直交する筋が一列おきに周期的に現れている。
　一方、図２０に示すように、本発明の実施形態に係るコリメータ２６Ａを用いた構成においては、面線源の端においてはコリメータ２６Ａのずれの方向に対して直交する筋が現れているものの、それ以外の場所における変化の仕方は不規則である。これは、シミュレーションにモンテカルロ法を用いたことによる影響である。
　このように、本発明の実施形態に係るコリメータ２６Ａを用いた構成は、コリメータ２６の位置ずれに対して安定であることがわかる。
　比較例に係るコリメータ２６Ｂを用いた構成においては、コリメータ２６Ｂの位置ずれにより、図１７Ｂ，１７Ｃに示すように、縞状のパターンが生じるため、後述する図２７のように、ピクセルサイズ程度でリングアーチファクトが出現する。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。
　一様な面線源のイメージによる評価は、アーチファクトが現れるか否かの指標となる。放射線のカウント数がほぼ一様な領域や、カウント数の変化がピクセルサイズよりも十分大きなスケールで起こる領域において、アーチファクトは目立つためである。したがって、アーチファクトの評価は、一様な分布を持つ線源を用いて行えばよい。
　簡単のため、一様な面線源であり、かつコリメータ２６に平行であるものから得られるプラナーイメージについて考察する。また、コリメータ２６の位置ずれは一方向のみであると仮定し、検出器２１の並びに平行であるとする。
　比較例に係るコリメータ２６Ｂを用いた構成において、面線源イメージが、コリメータ２６Ｂの位置ずれに対してどう変化するかを図２１に示す。
　図２１は、比較例に係るコリメータを用いた構成において、面線源イメージの変化量を示すグラフである。
　なお、ｌ／ｄ＝１６、ｔ／ｄ＝０．３とし、Δｌ／ｄについては、２．１、４．３、６．４、８．６の４種類の値を用いた。
　コリメータ２６Ｂの位置がずれると、位置ずれの方向と直交する列に、一列おきにカウント数の山と谷が現れる（図１７Ａ－１７Ｃ参照）。このカウント数の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、コリメータ２６ＢのずれΔＸをｄで除算し無次元化したものをグラフの横軸とした。
　比較例に係るコリメータ２６Ｂを用いた構成においては、ずれなし（ΔＸ＝０）の場合、Ｒ＝１となる。また、Δｌが大きくなるほどＲの変化率が大きくなる。これは、Δｌが増えるほど隣接する貫通穴２７からの漏れ放射線が増えるためである。
　一方、Δｌ／ｄ＝８．６におけるＲは、Δｌ／ｄ＝６．４におけるＲよりも小さい。これは、Δｌ／ｄ＝８．６、Δｌ／ｄ＝６．４においては、Ｘ／ｄ＞０．５となるため、漏れ放射線が全ての検出ピクセルを覆い、山と谷のパターンを打ち消す方向に作用するためである。それに伴って分解能も低下するが、アーチファクトも現れにくくなる。しかし、Δｌ／ｄ＝８．６以上の間隔を開けると、分解能の劣化が著しいので考慮しなくてよい。
　本発明の実施形態に係るコリメータ２６Ａを用いた構成において、面線源イメージが、コリメータ２６Ａのずれに対してどう変化するかを図２２に示す。
　図２２は、本発明の実施形態に係るコリメータを用いた構成において、面線源イメージの変化量を示すグラフである。
　なお、図２１と同様に、ｌ／ｄ＝１６、ｔ／ｄ＝０．３とし、Δｌ／ｄについては、２．１、４．３、６．４、８．６の４種類の値を用いた。
　本発明の実施形態に係るコリメータ２６Ａを用いた構成において、コリメータ２６Ａがずれていない状態であっても格子縞が現れる（図１８Ａ－１８Ｃ参照）。ここで、コリメータ２６Ａがずれると、ずれの方向と直交する列では、カウント数の比が変化する。しかし、ずれの方向と平行な列では、カウント数の比は変化しない。
　したがって、直交する列におけるカウント数の比のみをＲとした。また、ずれなし（ΔＸ＝０）におけるカウント数の比Ｒを１に規格化した。
　図２２のように、本発明の実施形態に係るコリメータ２６Ａを用いた構成においてΔＸ／ｄが増えるほどＲが減少する。また、図２１の場合と同様に、Δｌ／ｄ＝８．６、Δｌ／ｄ＝６．４においては、Ｘ／ｄ＞０．５となるため、Δｌ／ｄ＝８．６におけるＲは、Δｌ／ｄ＝６．４におけるＲよりも小さい。
　｜ΔＸ｜≦ｄ／２－Ｘ、即ち、｜ΔＸ｜≦（ｄ＋ｔ－Ｔ）／２－（Ｎｄ－ｔ）Δｌ／ｌの範囲内において、いずれのΔｌ／ｄにおいても、Ｒは変化している。これは、漏れ放射線だけでなく、セプタ２８の影もカウント数および応答関数の変化に寄与しているためである。しかし、Ｒの変化は、図２２に示すように、１０％以内である。実使用条件では、１検出器当たり１００カウント程度であり、これは統計誤差の範囲内に収まる。
　したがって、本発明の実施形態に係るコリメータ２６Ａを用いた構成において、｜ΔＸ｜≦（ｄ＋ｔ－Ｔ）／２－（Ｎｄ－ｔ）Δｌ／ｌの範囲内でコリメータ２６が動いてもカウント数は統計誤差の範囲内で変化しない。
　図２１と図２２におけるΔｌ／ｄ＝４．３のときを例に比較例に係るコリメータ２６Ｂを用いた構成と本発明の実施形態に係るコリメータ２６Ａを用いた構成について比較する。
　図２３は、本発明の実施形態に係るコリメータを用いた構成と比較例に係るコリメータを用いた構成において、Δｌ／ｄ＝４．３における面線源イメージの変化量を比較するグラフである。
　コリメータ２６の位置ずれなし（ΔＸ＝０）におけるカウント数の比との差の絶対値、即ち、｜Ｒ－１｜を縦軸にとする。
　図２３に示すように、本発明の実施形態に係るコリメータ２６Ａを用いた構成は、比較例に係るコリメータ２６Ｂを用いた構成と対比して、ΔＸ＝０近傍での｜Ｒ－１｜の変化が小さい、即ちコリメータ２６の位置ずれに対して安定である。
　これまでは、コリメータ２６の一方向の位置ずれについてのみ考察をした。しかし、二方向の位置ずれでも同様のことがいえる。また、コリメータ２６の微少な回転については、局所的にみれば、二方向の位置ずれと同等である。したがって、位置ずれに対して安定な構成は、回転に対しても安定といえる。
＜分解能＞
　図１８Ａ－１８Ｃのイメージは固有のパターンがあるので、ＦＢＰ法は適用できない。また、図１６のように、セプタ２８の下にある検出器２１は、見込む視野が分断される。しかし、応答関数を用いた逐次近似法では、画像は再構成可能である。また、前記の分断された視野を考慮した応答関数を用いれば、分解能はほとんど低下しない。なお、一様な面線源を照射すると、周期的なパターンのある画像が得られるので、応答関数は複雑な形状となる。
　本発明の実施形態に係るコリメータ２６Ａ（図８、図１０参照）を用いた構成と、比較例に係るコリメータ２６Ｂ（図９、図１１参照）を用いた構成における分解能をシミュレーションで比較した。なお、ｌ／ｄ＝１８．６、Δｌ／ｄ＝５．７、Ｔ／ｄ＝０．０７、ｔ／ｄ＝０．３、ΔＸ＝０としてシミュレーションを行った。それぞれの構成において、応答関数を求め、それを利用してデジタルファントムからサイノグラムを作成した。なお、統計ゆらぎは考慮していない。そして、得られたサイノグラムをＯＳＥＭ法で再構成した結果を図２４、図２５に示す。
　図２４は、本発明の実施形態に係るコリメータを用いた構成における画像再構成シミュレーションの結果の例である。図２５は、比較例に係るコリメータを用いた構成における画像再構成シミュレーションの結果の例である。
　このように、コリメータ２６の位置ずれがない（ΔＸ＝０）とき、二つの構成間に、分解能の差はないことが分かる。
　次に、ΔＸ／ｄ＝０のときに得られた再構成画像とΔＸ／ｄ＝０．０７のときに得られた再構成画像との差の絶対値を図２６、図２７に示す。
　図２６は、本発明の実施形態に係るコリメータを用いた構成におけるコリメータのずれによる画像再構成シミュレーション結果の変化を示す図であり、図２７は、比較例に係るコリメータを用いた構成におけるコリメータのずれによる画像再構成シミュレーション結果の変化を示す図である。
　なお、図２６、図２７のスケールは統一している。
　比較例に係るコリメータ２６Ｂを用いた構成においては、図２７に示すように、筋状のアーチファクトが出現していることがよくわかる。ΔＸ／ｄ＝０のときに得られた再構成画像とΔＸ／ｄ＝０．０７のときに得られた再構成画像との差の絶対値は、１５％程度ある。
　一方、本発明の実施形態に係るコリメータ２６Ａを用いた構成においては、図２６に示すように、ほとんどアーチファクトはみられず、ΔＸ／ｄ＝０のときに得られた再構成画像とΔＸ／ｄ＝０．０７のときに得られた再構成画像との差の絶対値は３％程度であり、比較例の１／５程度である。これは、１００カウント／検出器の条件下では、統計誤差（１０％）よりずっと小さい。なお、ΔＸ／ｄ＝０．０７は、ｄ＝１ｍｍ程度のピクセルサイズの検出器２１では、ΔＸ＝０．０７ｍｍのずれに相当する。コリメータ２６の製作精度から、この程度のずれは不可避である。
　したがって、比較例に係るコリメータ２６Ｂを用いた構成では、アーチファクトの出現は不可避であるが、本発明の実施形態に係るコリメータ２６Ａを用いた構成では大幅に低減できる。
　また、本発明の実施形態に係るコリメータ２６Ａを用いた構成のように、コリメータ２６を検出器２１の中心付近に配置すると、コリメータ２６の影によって、検出器２１の感度が低下する懸念がある。しかし、実機では感度の低下はわずかであるか、むしろ増加することもある。なぜなら、一般にピクセル型の検出器２１においては、検出器２１と検出器２１の間に隙間がある。したがって、その領域は不感である（図１５の不感領域３１に相当する）。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、検出器２１同士の間の境界線３２上かその付近にセプタ２８が配置されるとき、漏れ放射線はその不感領域３１に分布する。したがって、これらの放射線は検出されない。一方、本発明では、これらの漏れ放射線は検出器２１上に分布するので、全て検出される。このように、コリメータ２６の影と漏れ放射線のトレードオフによって、感度が維持されるのである。
　したがって、本発明の実施形態に係るコリメータ２６Ａを用いた構成によるＳＰＥＣＴ装置１においては、従来通りの製作精度を持つコリメータ２６で使用可能である。また、コリメータ２６の位置合わせにおいても、比較例に係るコリメータ２６Ｂを用いた構成のものよりも精度が低くてよい。これにより、位置合わせにかかる時間を短縮できる。また、ピクセルサイズが１ｍｍの検出器２１においても、コリメータ２６の位置合わせの精度は０．１ｍｍ程度でよく、現実的な値である。また、比較例に係るコリメータ２６Ｂを用いた構成のものよりも、測定時におけるコリメータ２６のずれに対して安定であるため、アーチファクトのより少ない画像が得られる。
　さらに、測定時は各検出器２１のカウント数を記録しておき、測定後にオフラインで、隣接しあう複数の検出器２１のカウント数を結合する手法を用いれば、結合する検出器２１数を自由に変化させることができる。これにより、測定後に、さまざまな分解能で画像を再構成することができる。このＳＰＥＣＴ装置１では、装置の構成を変えることなく、分解能と、イメージングに必要な最低カウント数を選ぶことができる。
　また、この構成は、中エネルギ用コリメータや高エネルギ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の厚みを増す必要がある。それに伴い、デッドスペースが増加し、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、高いエネルギのγ線を用いたイメージングに有効である。
　なお、コリメータ２６Ａは、１つの貫通穴２７Ａに対し４個分の検出器２１を含む構成として説明したが、これに限られるものではなく、セプタ２８は検出器２１の中心を通り、検出器２１端部と直交しさえすれば、貫通穴２７内に含まれる検出器２１の数は任意でよい。例えば、図２８に示すように２個分の検出器２１を含む構成としてもよく、図２９のように９個分の検出器２１を含む構成としてもよい。
　＜変形例＞
　コリメータ２６の貫通穴２７と検出器２１が一対一対応となるように配置される構成が一般的である。この構成の場合、検出器２１の並びに平行にコリメータ２６の位置がずれた場合、それぞれの検出器２１で、応答関数の変化は同一である。
　したがって、検出器２１の並びに平行にコリメータ２６の位置がずれた場合、コリメータ２６の「位置ずれなし」のときの応答関数で画像を再構成すると、分解能は低下するが、アーチファクトは生じない。
　しかし、コリメータ２６の位置ずれに回転が加わると、検出器２１の場所によって、コリメータ２６のずれ方が変化する。それが大局的な感度ムラとなって現れ、モアレを生じる。このモアレは、大幅に画質を劣化させることはないが、より高画質な断層像を提供するためには、モアレを取り除く必要がある。特に、検出器２１のサイズが小さくなればなるほど、回転による影響が顕著である。微少な回転であっても、コリメータ２６と検出器２１の位置関係が大きく変わるからである。近年、検出器２１のサイズが１ｍｍ程度のものも開発されてきており、回転によるモアレを取り除く必要性が高まっている。
　この場合においても、コリメータ２６の位置ずれに対して、応答関数が安定な構成がある。図３０のように、検出器２１およびセプタ２８で囲まれた貫通穴２７は矩形であるのが一般的だが、図３１のように平行四辺形の場合も同様である。
　一つのコリメータ２６の貫通穴２７の一辺の長さをＬとする。前出の例では、Ｌ＝Ｎｄ－ｔである。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とセプタ２８とを結ぶ任意の線の長さが常に、ＬΔｌ／ｌ＋（Ｔ－ｔ）／２以上あれば、漏れ放射線は同一ピクセル内におさまり、コリメータ２６の位置ずれに対して安定である。
　このとき、コリメータ２６の回転に対しても安定であり、モアレを防ぐことができる。
　また、セプタ２８は検出器２１の並びと平行に配置される。これは、各検出器２１の感度をそろえるためである。図３０、図３１に示すこれらの構成においては、ＦＢＰ法および逐次近似法で画像再構成が可能である。
　また、任意の形の検出器２１と、任意の形の貫通穴２７を持つコリメータ２６を備えるＳＰＥＣＴ装置１においては、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とセプタ２８との距離がＬΔｌ／ｌ＋（Ｔ－ｔ）／２以上あればよい。そうすれば、漏れ放射線は同一ピクセルにおさまる。ただし、任意の貫通穴２７の形状において、Ｌは貫通穴２７の最大幅と定義する。また、互いに垂直するセプタ２８と検出器２１同士の間の境界線３２との距離は、上記の値以下であってもよい。これによって、僅かにコリメータ２６がずれても、検出器２１上の漏れ放射線が分布する領域の面積は一定に保たれる。貫通穴２７の頂点から検出器２１同士の間の境界線３２に下ろした任意の線の長さが常に、ＬΔｌ／ｌ＋（Ｔ－ｔ）／２以上あればよい。検出器２１の頂点からセプタ２８に下ろした任意の線の長さが常に、ＬΔｌ／ｌ＋（Ｔ－ｔ）／２以上あればよい。
　以上の範囲内でコリメータ２６が動いても、一つの検出器２１上における漏れ放射線が分布する面積が一定である。
　上記記載は実施例についてなされたが、本発明はそれに限らず、本発明の精神と添付の請求の範囲の範囲内で種々の変更および修正をすることができることは当業者に明らかである。
　１　ＳＰＥＣＴ装置（核医学診断装置）
　１０　ガントリ
　１１Ａ，１１Ｂ　カメラ（放射線撮像装置）
　１２　データ処理装置（断層像情報作成装置）
　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　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）
　２６，２６Ａ，２６Ｂ　コリメータ
　２７，２７Ａ，２７Ｂ　貫通穴
　２８，２８Ａ，２８Ｂ　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

Claims (9)

  1. 　検出器が平面としての広がりを持って配列されて各検出器がそれぞれピクセルを構成するピクセル型の検出器群と、
    　前記検出器群からの検出信号を読み出す放射線計測回路と、
    　セプタで仕切られ、前記平面に対して垂直方向に伸びる貫通穴が複数配列されたコリメータとを有する放射線撮像装置において、
    　前記貫通穴は、前記垂直方向から平面視して、一つまたは複数の前記ピクセルが配列されるようにサイズが設定され、
    　前記セプタは、前記垂直方向から平面視して、前記検出器同士の間の境界線からはずらして配置され、
    　さらに、前記セプタは、前記垂直方向から平面視して、前記検出器同士の境界線とは直交するように配置され、
    　前記垂直方向から平面視した前記貫通穴の頂点は、前記検出器同士の境界線からはずらして配置され、
    　前記垂直方向から平面視した前記検出器の頂点は、前記貫通穴から見通せるように配置されることで、
    　前記検出器ごとに放射線の入射位置情報を得る
    　ことを特徴とする放射線撮像装置。
  2. 　請求項１に記載の放射線撮像装置において、
    　前記コリメータの高さをｌ、前記コリメータと前記検出器間の距離をΔｌ、前記セプタの厚さをｔ、前記貫通穴の最大幅をＬ、前記検出器と検出器の間に不感領域の幅をＴとして、
    　前記垂直方向から平面視した前記セプタと前記検出器同士の境界線とを結ぶ任意の線の長さが常にＬΔｌ／ｌ＋（Ｔ－ｔ）／２以上であり、
    　前記垂直方向から平面視した前記セプタが前記検出器同士の境界線と直交するときは、前記長さは任意でよく、
    　前記垂直方向から平面視した前記貫通穴の頂点から前記検出器同士の境界線に下ろした線の長さが常にＬΔｌ／ｌ＋（Ｔ－ｔ）／２以上であり、
    　前記垂直方向から平面視した前記検出器の頂点から前記セプタに下ろした線の長さが常にＬΔｌ／ｌ＋（Ｔ－ｔ）／２以上である
    　ことを特徴とする放射線撮像装置。
  3. 　請求項２に記載の放射線撮像装置を有する核医学診断装置において、
    　前記検出器からの検出信号を得て、
    　画像情報を生成する断層像情報作成装置を有する
    　ことを特徴とする核医学診断装置。
  4. 　請求項１に記載の放射線撮像装置を有する核医学診断装置において、
    　前記貫通穴は矩形であり、前記貫通穴の最大幅をＬとして、
    　前記垂直方向から平面視した前記セプタの頂点が前記検出器の中心から（ｄ＋ｔ－Ｔ）／２－ＬΔｌ／ｌ以内に配置されていることを特徴とする放射線撮像装置と、
    　前記検出器からの検出信号を得て、
    　応答関数を用いて画像情報を生成する断層像情報作成装置を有する
    　ことを特徴とする核医学診断装置。
  5. 　請求項２に記載の放射線撮像装置を有する核医学診断装置において、
    　前記貫通穴は矩形であり、前記貫通穴の最大幅をＬとして、
    　前記垂直方向から平面視した前記セプタの頂点が前記検出器の中心から（ｄ＋ｔ－Ｔ）／２－ＬΔｌ／ｌ以内に配置されていることを特徴とする放射線撮像装置と、
    　前記検出器からの検出信号を得て、
    　応答関数を用いて画像情報を生成する断層像情報作成装置を有する
    　ことを特徴とする核医学診断装置。
  6. 　請求項１に記載の放射線撮像装置を有する核医学診断装置において、
    　前記垂直方向から平面視した前記セプタの頂点が前記検出器の中心に配置されていることを特徴とする放射線撮像装置と、
    　前記検出器からの検出信号を得て、
    　応答関数を用いて画像情報を生成する断層像情報作成装置を有する
    　ことを特徴とする核医学診断装置。
  7. 　請求項２に記載の放射線撮像装置を有する核医学診断装置において、
    　前記垂直方向から平面視した前記セプタの頂点が前記検出器の中心に配置されていることを特徴とする放射線撮像装置と、
    　前記検出器からの検出信号を得て、
    　応答関数を用いて画像情報を生成する断層像情報作成装置を有する
    　ことを特徴とする核医学診断装置。
  8. 　請求項１に記載の放射線撮像装置を有する核医学診断装置において、
    　前記貫通穴は矩形であり、
    　前記垂直方向から平面視した前記セプタの頂点が前記検出器の中心に配置されていることを特徴とする放射線撮像装置と、
    　前記検出器からの検出信号を得て、
    　応答関数を用いて画像情報を生成する断層像情報作成装置を有する
    　ことを特徴とする核医学診断装置。
  9. 　請求項２に記載の放射線撮像装置を有する核医学診断装置において、
    　前記貫通穴は矩形であり、
    　前記垂直方向から平面視した前記セプタの頂点が前記検出器の中心に配置されていることを特徴とする放射線撮像装置と、
    　前記検出器からの検出信号を得て、
    　応答関数を用いて画像情報を生成する断層像情報作成装置を有する
    　ことを特徴とする核医学診断装置。
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