WO2013069457A1 - 断層画像作成方法および放射線撮像装置 - Google Patents

断層画像作成方法および放射線撮像装置 Download PDF

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WO2013069457A1
WO2013069457A1 PCT/JP2012/077446 JP2012077446W WO2013069457A1 WO 2013069457 A1 WO2013069457 A1 WO 2013069457A1 JP 2012077446 W JP2012077446 W JP 2012077446W WO 2013069457 A1 WO2013069457 A1 WO 2013069457A1
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WO
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detector
tomographic image
radiation
imaging apparatus
projection data
Prior art date
Application number
PCT/JP2012/077446
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
上野　雄一郎
敦郎 鈴木
崇章 石津
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
    • G01T1/1647—Processing of scintigraphic data

Definitions

  • the present invention relates to a tomographic image creation method and a radiation imaging apparatus.
  • a gamma camera and a single photon emission computed tomography apparatus (hereinafter referred to as a SPECT (Single Photon Emission Computed Tomography) apparatus) (radiation imaging apparatus) using a gamma camera and a gamma camera as an apparatus applying the radiation measuring apparatus to the nuclear medicine field )
  • SPECT Single Photon Emission Computed Tomography
  • a gamma camera measures a distribution of a compound containing a radioisotope and provides a transmission image (planar image)
  • a SPECT apparatus rotates a gamma camera to measure a tomographic image (tomographic image).
  • the conventional radiation detectors used in gamma cameras have been a combination of a single scintillator consisting of a large crystal and a plurality of photomultiplier tubes.
  • This gamma camera determines the incident position of radiation by calculating the center of gravity from the output signals of a plurality of photomultiplier tubes.
  • this method has a limit of about 10 mm in spatial resolution and is insufficient for clinical use, so a gamma camera with higher spatial resolution is required.
  • Pixel-type radiation detectors include those composed of scintillators and photodiodes, and those composed of semiconductors that convert radiation into electrical signals. In either case, the position signal is acquired in small detector units, that is, in pixel units. Therefore, the intrinsic resolution of the detector is determined by the pixel size and performs spatially discrete measurements.
  • pixel type detectors having a pixel size of about 1 to 2 mm have been developed, achieving a spatial resolution of 10 mm or less, which has been greatly improved.
  • the terms “detector” and “detector group” are used.
  • the detector means one pixel having an arbitrary shape, and the detector group is a detection.
  • the shape of the detector is a rectangle, and when the detector group is viewed from the radiation incident side, the rectangle is densely packed.
  • the through-holes of the collimator and the detector are often arranged in a one-to-one correspondence.
  • the shape of the through hole of the collimator is generally rectangular according to the shape of the detector.
  • a SPECT apparatus with high spatial resolution and high sensitivity is in clinical demand.
  • Factors that determine the spatial resolution and sensitivity include many factors such as the distance between the radiation source and the detector, the thickness of the septa, the energy of radiation, scattering, and absorption. Among these factors, the height of the collimator's septa and the size of the collimator's through hole are greatly involved in determining spatial resolution and sensitivity.
  • SPECT apparatus in which a plurality of detectors are included in one through hole has been invented as a SPECT apparatus that achieves both sensitivity and spatial resolution.
  • this SPECT apparatus when the size of the through hole is the same, it has been demonstrated that a higher spatial resolution can be obtained than a conventional SPECT apparatus in which the through hole and the detector have a one-to-one correspondence (Patent Document 1, Non-Patent Document 1). Patent Document 1).
  • the main techniques for improving the spatial resolution include the above-described pixel-type semiconductor detector technique and the image reconstruction technique using the successive approximation method.
  • Pixel-type semiconductor detectors greatly improve their inherent resolution itself.
  • image reconstruction technology has greatly advanced along with recent significant improvements in computer technology (for example, improvement in the number of memories and calculation speed), and in particular, the image quality improvement effect by the successive approximation method with resolution correction. There is a big (improving spatial resolution).
  • the first issue is sensitivity.
  • the spatial resolution is improved, the necessary number of counts is increased, and in order to obtain sufficient image quality in actual clinical application, it is essential to improve sensitivity.
  • spatial resolution and sensitivity are in a trade-off relationship, and it is difficult to achieve both.
  • the second problem is the anisotropy of spatial resolution.
  • the collimator is highly distance dependent, and the spatial resolution in the circumferential direction (the direction in which the gamma camera rotates) is high in the vicinity of the surface of the subject, but the space in the radial direction (the direction of the rotation center of the gamma camera) is high.
  • the resolution is low. Due to the anisotropy of the spatial resolution, a circular RI (Radioisotope) distribution near the surface of the subject is distorted into an ellipse and imaged. In particular, in a collimator with a high spatial resolution, image distortion tends to be significant.
  • the gamma camera may perform elliptical trajectory imaging that captures an image while moving along the subject to the elliptical trajectory. In this way, when the gamma camera moves in an elliptical orbit, since the distance from the detector to the heart differs depending on the projection direction, anisotropy of spatial resolution occurs.
  • Patent Document 2 is effective for removing distortion of an image at a peripheral part when the volume is large and the spatial resolution difference between the central part and the peripheral part is large, such as the head. is not.
  • the third issue is artifacts due to resolution correction.
  • high spatial resolution is used and the count is not sufficient, statistical noise is generated.
  • the noise is locally collected by the resolution correction and is imaged as an artifact.
  • the point response function used for the resolution correction is different from the actually measured value, noise may be generated due to the image reconstruction incorporating the resolution correction.
  • an object of the present invention is to provide a tomographic image creation method and a radiation imaging apparatus that reduce anisotropy of spatial resolution and reduce artifacts.
  • the present invention provides a detector group having a plurality of detectors that measure radiation, a collimator that is disposed in front of the detector and restricts the incident direction of the radiation, and data processing A tomographic image creating method using a radiation imaging apparatus, wherein the data processing means collects a plurality of projection data from the detector group, and reconstructs a tomographic image from the collected projection data And a correction processing step of performing filtering processing of different cutoff frequencies in each axial direction of the reconstructed tomographic image.
  • the present invention also provides a radiation imaging apparatus comprising: a detector group having a plurality of detectors for measuring radiation; a collimator that is disposed in front of the detector to limit the incident direction of the radiation; and data processing means.
  • the data processing means collects a plurality of projection data from the detector group, reconstructs a tomographic image from the collected projection data, and blocks differently in each axial direction of the reconstructed tomographic image. A frequency filtering process is performed.
  • the present invention it is possible to provide a tomographic image creation method and a radiation imaging apparatus capable of obtaining a suitable tomographic image with reduced anisotropy of spatial resolution and reduced distortion by reducing artifacts.
  • (A) is the conceptual diagram which showed the viewing angle of the left detector group
  • (b) is the conceptual diagram which showed the viewing angle of the right detector group.
  • It is the graph which showed the point response function of the integrated detector which concerns on a comparative example, and the point response function of the left-right detector group which concerns on 2nd Embodiment.
  • It is a graph explaining the half value width and 1/10 width
  • It is a graph which shows an example of the distance dependence from the collimator of the collimator resolution in the SPECT apparatus which concerns on 2nd Embodiment.
  • It is a conceptual diagram which shows the resolution of the tomographic image of a SPECT apparatus which concerns on a modification, and a tomographic image.
  • FIG. 1 is a configuration diagram of a SPECT apparatus 1 according to the first embodiment.
  • the SPECT apparatus 1 includes a gantry 10, cameras 11 ⁇ / b> A and 11 ⁇ / b> B, a data processing device 12, a display device 13, and a bed 14.
  • the subject 15 is administered a radiopharmaceutical, for example, a drug containing 99m Tc with a half-life of 6 hours.
  • a radiopharmaceutical for example, a drug containing 99m Tc with a half-life of 6 hours.
  • Gamma rays (radiation) emitted from 99m Tc in the body of the subject 15 placed on the bed 14 are detected by the cameras 11A and 11B supported by the gantry 10 to take a planar image and a tomographic image. .
  • the cameras 11A and 11B have a built-in collimator 26 and a detector group 21A (see FIG. 2) composed of a large number of detectors 21.
  • the collimator 26 has a through-hole 27 and a septa 28 that partitions the through-hole 27, selects gamma rays emitted from 99m Tc in the body of the subject 15 (regulates the incident angle), and passes only gamma rays in a certain direction.
  • Have the role of The detector 21 detects gamma rays that have passed through the collimator 26 (through hole 27).
  • the cameras 11A and 11B include an application specific integrated circuit (hereinafter referred to as ASIC (Application Specific Integrated Circuit)) 25 for measuring a gamma ray detection signal.
  • a minute detection signal of gamma rays is input to the ASIC 25 via the detector board 23 and the ASIC board 24 and amplified.
  • the detector signal amplified by the ASIC 25 is converted into a digital signal by an ADC (Analog Digital Converter) (not shown), and then by a digital circuit element such as an FPGA (Field-Programmable Gate Array) (not shown).
  • the ID of the detector 21 that detected the gamma ray, the peak value of the detected gamma ray and the detection time are detected. These are surrounded by a light shielding / gamma ray / electromagnetic shield 29 made of aluminum, iron, lead or the like constituting the cameras 11A and 11B, and block light, gamma rays and electromagnetic waves.
  • the cameras 11A and 11B can capture a planar image by fixing and capturing images. Further, the cameras 11A and 11B can be rotated with an attachment portion (not shown) with the gantry 10 as an axis, and two cameras 11A and 11B can be fixed side by side to capture a planar image. The cameras 11A and 11B can be moved in the radial direction and the circumferential direction of the central axis of the cylindrical opening provided in the central portion of the gantry 10. At the time of SPECT imaging, the cameras 11A and 11B draw an image by drawing a closest trajectory around the subject 15.
  • the data processing device 12 has a storage device (not shown) and a tomographic image information creation device (not shown).
  • the data processing device 12 takes in packet data including the detected peak value of the gamma ray, detection time data, and detector (channel) ID from a digital circuit element such as an FPGA (not shown) to generate a planar image or sinogram data.
  • Tomographic image information is generated and displayed on the display device 13.
  • the image reconstruction executed by the data processing device 12 will be described.
  • an image is reconstructed using a successive approximation image reconstruction method or the like (MLEM method, OSEM method, MAP method, or the like). Note that the image reconstruction method is not limited to this, and for example, the FBP method may be used.
  • the data processing device 12 performs a filtering process (anisotropic filtering process) described later on the tomographic image that is the reconstructed image.
  • a filtering process anisotropic filtering process described later on the tomographic image that is the reconstructed image.
  • the SPECT apparatus 1 can image the radiopharmaceutical (gamma rays released from the radiopharmaceutical) accumulated in the tumor or the like in the body of the subject 15 and identify the position of the tumor or the like. .
  • FIG. 2 is a perspective view showing a pixel-type detector group 21A built in the cameras 11A and 11B used in the SPECT apparatus 1 according to the first embodiment.
  • a detector group 21A is configured by two-dimensionally arranging detectors 21 using CdTe semiconductors on a detector substrate 23 (see FIG. 1). Further, each detector 21 constitutes one pixel.
  • the upper surface side is an incident surface 21 f of the detector 21, and electrodes 22 a and 22 b for applying a voltage are disposed on the side surface of the detector 21.
  • detection signals are collected in units of detectors 21, that is, in units of pixels.
  • the detector group 21A has a periodic structure for the purpose of easily obtaining a point response function. Otherwise, a point response function is determined for each pixel.
  • the detectors 21 (detector group 21A) used in the cameras 11A and 11B are not limited to those divided for each pixel as shown in FIG. 2, and the detectors (detector group) shown in FIGS. 21B, 21C, 21D, 21E) may be used.
  • FIG. 3 is a perspective view showing another example of a pixel-type detector group.
  • the common electrode 22c is arranged on one surface of the CdTe semiconductor substrate, that is, on the entire incident surface 21f side, with respect to one CdTe semiconductor substrate.
  • An electrode 22d divided in units of pixels is arranged on the surface opposite to the incident surface 21f, and the CdTe semiconductor substrate and the common electrode 22c in an area corresponding to one of the electrodes 22d correspond to the pixels, respectively. This constitutes a detector.
  • FIG. 4 is a perspective view showing an incident surface side of a first modification of another pixel type detector group
  • FIG. 5 is a perspective view showing an opposite surface side of the incident surface of the detector group of FIG. It is.
  • a common electrode 22c is arranged on the entire 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 units of pixels is arranged on the side opposite to the side, and in addition, a structure is formed in which each detector is divided by a groove formed by dicing.
  • FIG. 6 is a perspective view showing a second modification of another pixel type detector group.
  • a plurality of strip-like electrodes 22e and 22f are opposed to the top and bottom surfaces of the CdTe semiconductor substrate in a right-angled relationship with respect to one CdTe semiconductor substrate.
  • the belt-like electrode 22e on either the upper surface or the lower surface is used as an anode, and the belt-like electrode 22f on the other surface is used as a cathode.
  • the crossed portion of the anode electrode 22e and the cathode electrode 22f forms one detector (see Japanese Patent Application 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 that is divided into pixel units each composed of a scintillator 21g and a photodiode 21h, as in the detector (detector group 21E) shown in FIG.
  • the side surface of each scintillator 21g is surrounded by a light shielding material (not shown).
  • the scintillator detector 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 a collimator 26 built in the cameras 11A and 11B used in the SPECT apparatus 1 according to the first embodiment.
  • the collimator 26 is made of lead, and has a through-hole 27 in a direction that can be seen when viewed in a plan view from a direction perpendicular to the incident surface 21 f of the detector 21, and the through-hole 27 is arranged in a grid pattern.
  • Each through hole 27 is partitioned by a septa 28.
  • the collimator 26 used in the SPECT apparatus 1 according to the first embodiment has a configuration in which one detector 21 is included for one through hole 27.
  • FIG. 9 is a graph showing an example of the distance dependence of the collimator resolution from the collimator 26 in the SPECT apparatus according to the first embodiment, the horizontal axis shows the distance from the collimator 26 to the point source, and the vertical axis shows the spatial resolution.
  • FWHM Full Width at Half Maximum.
  • the full width at half maximum means the minimum distance between the source capable of distinguishing two point sources.
  • the pitch of the detector 21 (the distance between the center of the detector 21 and the center of the detector 21 adjacent in the x direction or the y direction) is 1.4 mm
  • the pitch of the septa 28 (the septa The distance between the center of 28 and the center of the septa 28 adjacent in parallel) was 1.4 mm
  • the septa length (z-direction length of the septa 28) was 26 mm.
  • the FWHM increases in proportion to the increase in the distance from the collimator 26 to the point source (in other words, the distance from the detector 21 (detector group 21A) to the point source). It can be seen that the spatial resolution decreases.
  • FIG. 10 is a conceptual diagram showing the tomographic image and the resolution of the tomographic image of the SPECT apparatus 1 according to the first embodiment.
  • FIG. 10 shows circular RI accumulation (RI distribution RI 1 , RI distribution) having the same radius at two locations, the central portion of the subject 15 (rotation center of the cameras 11A and 11B) and the peripheral portion (near the surface of the subject 15).
  • RI distribution RI 1 , RI distribution RI distribution
  • FIG. 10 shows circular RI accumulation (RI distribution RI 1 , RI distribution) having the same radius at two locations, the central portion of the subject 15 (rotation center of the cameras 11A and 11B) and the peripheral portion (near the surface of the subject 15).
  • An example of a tomographic image having the normal direction in the body axis direction of the subject 15 when there is RI 2 ) is shown by a thick solid line.
  • RI and the distance from the detector 21 (detector array 21A) at the detector position A to RI distribution RI 1, from the detector 21 (detector array 21A) at the detector position B The distance to the distribution RI 1 is almost equal. Therefore, when the detector 21 (detector group 21A) is at the detector position A, the resolution (FWHM of the count number R cir1 ) and when the detector 21 (detector group 21A) is at the detector position B
  • the resolution (FWHM of the count number R rad1 ) is approximately equal isotropic resolution, and the round RI distribution RI 1 can be imaged in a tomographic image as shown in FIG.
  • the distance from the detector 21 (detector group 21A) to the RI distribution RI 2 at the detector position A is from the detector 21 (detector group 21A) at the detector position B to RI. It is shorter than the distance to the distribution RI 2. Therefore, when the detector 21 (detector group 21A) is located at the detector position A, the resolution (FWHM of the count number R cir2 ) (circumferential resolution) is high (FWHM is small). When 21 (detector group 21A) is at detector position B, the resolution (FWHM of count number R rad2 ) (radial resolution) is low (FWHM is large).
  • the RI distribution RI 2 in the peripheral portion has an anisotropic resolution in which the circumferential resolution (FWHM of the count number R cir2 ) and the radial resolution (FWHM of the count number R rad2 ) are different.
  • the round RI distribution RI 2 is distorted into an elliptical shape extending in the radial direction as shown in FIG.
  • the data processing device 12 (see FIG. 1) of the SPECT device 1 according to the first embodiment particularly performs filtering processing (differential) on the tomographic image so that the circumferential resolution is comparable to the radial resolution.
  • filtering processing Differential
  • Low-frequency-pass filtering processing is performed so that the circumferential cutoff frequency (cutoff frequency) is approximately the same as the radial cutoff frequency.
  • the filtering process may be performed only in the circumferential direction, or may be performed more strongly in the circumferential direction than in the radial direction.
  • FIG. 11 is a conceptual diagram showing a tomographic image after the filtering process of the SPECT apparatus 1 according to the first embodiment.
  • the RI distribution RI 1 in the central portion can have isotropic resolution, and distortion on the tomographic image can be reduced. it can.
  • Patent Document 2 is a method for reducing the anisotropy of a tomographic image by performing different filtering processes corresponding to the distance between the collimator and the imaging target (RI distribution) of the subject for each projection data, This is effective when the imaging target is a highly integrated organ such as the heart and has a small volume.
  • the imaging target is a large volume such as a brain and the difference in resolution between the central part and the peripheral part is large, the method of the patent document is not effective. That is, in the method of Patent Document 2, since the filtering process is performed on the projection data, not only the circumferential direction but also the radial resolution is deteriorated, and the overall resolution is lowered.
  • the circumferential resolution decreases in accordance with the radial direction, but the radial resolution does not deteriorate. For this reason, anisotropy can be removed without impairing the overall resolution. That is, even when the imaging target has a large volume, such as a brain, and a large difference in resolution between the central part and the peripheral part, a suitable tomographic image with reduced resolution anisotropy and reduced distortion can be obtained.
  • FIG. 12 is a perspective view showing a collimator 26A built in the cameras 11A and 11B used in the SPECT apparatus 1 according to the second embodiment.
  • FIG. 13 is a view of the arrangement of one through-hole 27A and the detector 21 of the collimator 26A used in the SPECT apparatus 1 according to the second embodiment as seen from the radiation irradiation direction.
  • the collimator 26 of the first embodiment includes one detector 21 for one through hole 27.
  • the collimator 26A of the second embodiment includes four detectors 21 for one through hole 27A (see FIG. 12, FIG. 8). (See FIG. 13). That is, the collimator 26A used in the SPECT apparatus 1 according to the second embodiment has a configuration in which four detectors 21 are included for one through hole 27A.
  • the collimator 26A used in the SPECT apparatus 1 according to the second embodiment has a configuration in which four detectors 21 are included for one through hole 27A.
  • the SPECT apparatus 1 which concerns on 1st Embodiment, and abbreviate
  • the image reconstruction executed by the data processing device 12 of the SPECT apparatus 1 according to the second embodiment is similar to the first embodiment, from the equation (1), the successive approximation image reconstruction method or the like (MLEM method, An image is reconstructed using an OSEM method, a MAP method, or the like.
  • the spatial resolution is corrected by incorporating the point response function of the detector i into the successive approximation image reconstruction.
  • the point response function is the probability that the detector 21 detects the radiation generated from the point source, and is equal to the detection probability C ij in the equation (1).
  • FIG. 14 is a one-dimensional system diagram for calculating the point response function of the collimator 26A used in the SPECT apparatus 1 according to the second embodiment.
  • a one-dimensional system will be discussed as shown in FIG.
  • the actual detector 21 (detector group 21A) and the collimator 26A are two-dimensionally arranged (see FIG. 12), but the consideration of this one-dimensional system may be extended to two dimensions.
  • discussion will be made assuming that the septa 28A and the detector 21 completely absorb gamma rays.
  • the detector 21 pitch was 1.4 mm
  • the septa 28A pitch was 2.8 mm
  • the septa length l was 26 mm
  • the distance L from the collimator 26A to the point source 30 was 100 mm.
  • FIG. 15 is a graph showing an example of a point response function of the collimator 26A used in the SPECT apparatus 1 according to the second embodiment.
  • FIG. 15 shows the solid angle (proportional to the sensitivity) for each detector 21 from the point source 30 in the one-dimensional system of FIG. “ ⁇ ” on the graph corresponds to one detector 21.
  • the horizontal axis indicates the position of the detector 21, and the vertical axis indicates the solid angle at which the detector 21 is desired from the point source 30.
  • the detector 21 behind the septa 28 ⁇ / b> A has a small solid angle and the detector 21 that is not so alternately, and the response function is complicated.
  • the point response function shown in FIG. 15 is a superposition of two types of point response functions, and by considering them separately, the point response function of the collimator 26A according to the second embodiment is simplified. The following can be understood.
  • the detector 21 (detector group 21A) is divided into a right detector group (right detector group 21R) and a left detector group (left detector group) in the through hole 27 of the collimator 26A. 21L).
  • FIG. 16 shows the point response function shown in FIG. 15 divided into the point response function of the right detector group 21R and the point response function of the left detector group 21L.
  • FIG. 16 is a graph showing an example of the point response function of the collimator 26A used in the SPECT apparatus 1 according to the second embodiment, divided into the right detector group 21R and the left detector group 21L. “ ⁇ ” on the graph corresponds to one detector 21 of the left detector group 21L, and “ ⁇ ” on the graph corresponds to one detector 21 of the left detector group 21L.
  • the horizontal axis indicates the position of the detector 21, and the vertical axis indicates the solid angle at which the detector 21 is desired from the point source 30.
  • the point response function shown in FIG. 15 is a superposition of two types of substantially trapezoidal point response functions. 15 is a curve display as one point response function in the detector group 21A, and FIG.
  • FIG. 17 (a) is a conceptual diagram showing a viewing angle VA L of the left detectors 21L
  • FIG. 17 (b) is a conceptual diagram showing a viewing angle VA R of the right detectors 21R.
  • left and right detectors 21L, viewing angle VA L, the VA R are different 21R. That is, as shown in FIG. 17A, the field of view by the left detection group 21L is tilted to the right with respect to the direction perpendicular to the detector surface, and as shown in FIG. 17B, by the right detector group 21R. The field of view is tilted to the left with respect to the direction perpendicular to the detector surface.
  • FIG. 18 shows a point response function when considered as one detector (hereinafter referred to as an integral detector) (indicated by “ ⁇ ” on the graph).
  • the point response function of the right detector group 21R and the point response function of the left detector group 21L shown in FIG. 16 are also shown for comparison.
  • the point response function of the integrated detector according to the comparative example is the sum of the point response function of the right detector group 21R and the point response function of the left detector group 21L. .
  • the converted graph is shown in FIG.
  • the point response function of the right detector group 21R has the same FWHM (Full ⁇ Width ⁇ at ⁇ Half Maximum), but the FWTM (Full Width at). Tenth Maximum (1/10 width) is small. Equal FWHM means equal resolution. A small FWTM means that the spread of data to the periphery is small, and a sharp, high-contrast image can be provided.
  • planar image for each of the left and right detector groups 21L and 21R is sharper than the integrated detector (the four detectors 21 included in the through-hole 27A are one detector) (boundary boundary). It is clear that the image has a high contrast and a clear contrast.
  • a tomographic image obtained by reconstructing an image from these planar images is well-cut (the boundary is sharp) and becomes a high-contrast image (the contrast is clear).
  • the spatial resolution is corrected by incorporating the point response function into the successive approximation image reconstruction, a higher resolution image can be provided.
  • FIG. 20 is a graph showing an example of the distance dependence of the collimator resolution from the collimator 26A in the SPECT apparatus according to the second embodiment, the horizontal axis shows the distance from the collimator 26A to the point source, and the vertical axis shows the spatial resolution.
  • FWHM Full Width at Half Maximum, half-value width
  • the detector 21 has a pitch of 1.4 mm
  • the septa 28A has a pitch of 2.8 mm
  • the septa length is 26 mm.
  • the resolution (FWHM) of the second embodiment is higher than that of the first embodiment.
  • the distance dependence from the distance is high (the inclination of the graph is large), and the distortion of the image at the peripheral part becomes remarkable.
  • the successive approximation image reconstruction incorporating the resolution correction is a method of converging from the projection data blurred by the collimator 26A and the detector 21 to the correct RI generation position distribution by iterative calculation while weighting by the point response function.
  • the noise components are collected and emphasized, and artifacts are often generated.
  • an increase in FWHM (a decrease in spatial resolution) is significant with respect to an increase in the distance from the collimator 26A to the point source.
  • FWHM a decrease in spatial resolution
  • the point response function used in the second embodiment is based on simple calculation in order to explain the essence of the present invention, and actually measured values should be used. However, the point response function is distance dependent, and it is difficult to obtain a necessary response function by actual measurement. Therefore, a point response function calculated by a more strict ray tracing method or Monte Carlo simulation considering the thickness of the collimator 26A and the gap (dead zone) of the detector 21 is used.
  • the radiation imaging apparatus according to the present embodiment is not limited to the configurations of the first embodiment and the second embodiment, and various modifications can be made without departing from the spirit of the invention.
  • the anisotropic filtering processing described above is performed with the anisotropy of resolution in the circumferential direction and the radial direction as a problem.
  • the present invention may be applied to resolution anisotropy in other directions.
  • FIG. 21 is a conceptual diagram showing the tomographic image and the resolution of the tomographic image of the SPECT apparatus 1 according to the modification.
  • FIG. 21 shows a circular RI having the same radius at two locations, a central portion of the subject 15 (rotation center of the cameras 11A and 11B rotating around the body axis direction) and a peripheral portion (near the surface of the subject 15).
  • An example of a tomographic image sliced in the body axis direction of the subject 15 when there is accumulation is indicated by a thick solid line.
  • the distance from the detector 21 (detector group 21A) to the RI distribution RI 2 at the detector position C is the detector position D (not shown) from the detector position C (cameras 11A and 11B). Is shorter than the distance from the detector 21 (detector group 21A) to the RI distribution RI 2 at the position rotated 90 degrees.
  • the RI distribution RI 2 in the peripheral portion has anisotropic resolution in which the resolution in the body axis direction (FWHM with the count number R axi2 ) and the radial resolution (FWHM with the count number R rad2 ) are different. Therefore, the round RI distribution RI 2 is imaged in a tomographic image as shown in FIG. 21 distorted in an elliptical shape extending in the radial direction.
  • the difference between the resolution in the body axis direction and the radial direction is the same as in the first embodiment in which the anisotropic filtering process is performed on the anisotropy in the resolution in the circumferential direction and the radial direction.
  • An anisotropic filtering process is performed on the sex. That is, the filtering process (anisotropic filtering process) is performed on the tomographic image so that the resolution in the body axis direction is approximately the same as the resolution in the radial direction.
  • low-frequency-pass filtering processing is performed so that the cutoff frequency (cutoff frequency) in the body axis direction is approximately the same as the cutoff frequency in the radial direction.
  • the filtering process may be performed only in the body axis direction, or may be performed more strongly in the body axis direction than in the radial direction.
  • filter types in the anisotropic filtering process may basically be a filter in a direction that lowers the resolution, that is, it may be a low-frequency band-pass filter, for example, a smoothing process or the like.
  • the filter type is not limited.
  • the anisotropic filtering process is performed on the tomographic image after the image reconstruction.
  • the present invention is not limited to this, and the projection data before the image reconstruction may be filtered.
  • the radiation imaging apparatus has been described as being a SPECT apparatus, a positron emission computed tomography apparatus (PET (Positron Emission Computed Tomography) apparatus) using positron tomography (Positron Emission Tomography)
  • PET Positron Emission Computed Tomography
  • positron tomography Positron Emission Tomography
  • the radiation imaging apparatus according to the second embodiment has been described as having a configuration in which four detectors are included in one through-hole 27A, but is not limited thereto, and one through-hole 27A.
  • a configuration in which M detectors 21 are included may be used. Note that M may not be an integer.

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Abstract

　空間分解能の異方性を低減し、アーチファクトを低減する断層画像作成方法および放射線撮像装置を提供する。　放射線を測定する検出器（２１）を複数有する検出器群（２１Ａ）と、検出器（２１）の前面に配置して放射線の入射方向を制限するコリメータ（２６）と、データ処理装置（１２）と、を備えるＳＰＥＣＴ装置（１）による断層画像作成方法であって、データ処理装置（１２）は、検出器群（２１Ａ）から複数の投影データを収集する収集ステップと、収集した投影データから断層画像を再構成する再構成ステップと、再構成された断層画像の各軸方向で異なる遮断周波数のフィルタリング処理を行う補正処理ステップと、を実行する。

Description

断層画像作成方法および放射線撮像装置
　本発明は、断層画像作成方法および放射線撮像装置に関する。
　放射線計測装置を核医学分野に応用した装置として、ガンマカメラおよびこの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）（放射線撮像装置）がある。ガンマカメラは一般的に、放射性同位体を含む化合物の分布を測定し透過画像イメージ（プラナー画像）を提供するのに対し、ＳＰＥＣＴ装置はガンマカメラを回転計測することにより断層面のイメージ（断層画像）を提供するものである。
　これまでのガンマカメラ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った。また、このガンマカメラは放射線の入射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っている。しかしながら、この方法では空間分解能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、より高い空間分解能を持つガンマカメラが求められている。
　近年、より高い空間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、即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、空間分解能は１０ｍｍ以下を達成し、大幅に改善されてきた。
　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。
　また、ＳＰＥＣＴ装置における断層面の再構成方法も開発・改良され、空間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）、サブセットを用いた期待値最大化法（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。
　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、コリメータの貫通孔と検出器とが、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、コリメータの貫通孔の形状も矩形であるのが一般的である。
　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。空間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孔の大きさが、空間分解能と感度の決定に大きく関与している。
　即ち、高空間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、コリメータの貫通孔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、貫通孔のサイズを大きくすることによって、空間分解能が悪化する。このように、従来のＳＰＥＣＴ装置では、高空間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っている。
　そこで、感度と空間分解能を両立するＳＰＥＣＴ装置として、１つの貫通孔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、貫通孔のサイズが同じとき、貫通孔と検出器とが一対一対応である従来のＳＰＥＣＴ装置よりも、高い空間分解能が得られることが実証されている（特許文献１、非特許文献１）。
特表２０１０－５０７０９０号公報 特表２０１０－５２３９６５号公報
C. Robert et al. (2008) 2008 IEEE Nuclear Science Symposium Conference Record Vol6 pp.4246-4251
　近年のＳＰＥＣＴ装置における技術革新により、ＳＰＥＣＴ画像の空間分解能は大幅に改善してきた。空間分解能を向上させた主な技術として、前記したピクセル型の半導体検出器技術と、逐次近似法による画像再構成技術と、が挙げられる。ピクセル型の半導体検出器は、その固有分解能そのものを大幅に改善する。また、近年の計算機技術の大幅な向上（例えば、メモリ数や計算速度の向上）に伴って、画像再構成技術も大幅に進歩してきており、特に、分解能補正ありの逐次近似法による画質向上効果（空間分解能の向上）は大きなものがある。
　しかし、空間分解能が向上したことによる新たな課題もいくつか出てきている。以下に主要な３つの課題について説明する。
　第１の課題として、感度が挙げられる。空間分解能が向上した分、必要なカウント数も増大し、実際の臨床応用にて十分な画質を得るには、感度の向上が必須となる。一般のコリメータにおいて、空間分解能と感度はトレードオフの関係にあり両立することは困難である。
　この第１の課題に対する一つの解決策として、ピクセル化された半導体検出器において、一つの矩形貫通孔に複数の検出器が含まれる形状のコリメータと分解能補正ありの逐次近似法を組み合わせる技術が開発され、高感度と高空間分解能との両立を実現している（特許文献１、非特許文献１参照）。
　第２の課題として、空間分解能の異方性が挙げられる。コリメータは、空間分解能の距離依存性が強く、被検体の表面近傍において、周方向（ガンマカメラが回転する方向）の空間分解能は高分解能だが、径方向（ガンマカメラの回転中心の方向）の空間分解能は低くなっている。この空間分解能の異方性により、被検体の表面近傍にある円形のＲＩ（Radioisotope）分布が、楕円形にひずんで画像化されてしまう。特に、高空間分解能化したコリメータでは、画像のひずみが顕著になる傾向がある。
　また、被検体の心臓撮像時は、より高空間分解能な画像が要求されるため、検出器から心臓までの距離ができるだけ短くなるように、ガンマカメラを被検体にできるだけ近接させて撮像する。このため、ガンマカメラは、被検体に沿って楕円軌道に移動しながら撮像する楕円軌道撮像を実施することがある。このようにガンマカメラが楕円軌道で移動する場合、投影方向により検出器から心臓までの距離が異なるので、空間分解能の異方性が発生する。
　この第２の課題に対する一つの解決策として、投影データごとに、検出器（ガンマカメラ）と被検体との距離に対応した異なるフィルタリング処理を実施することにより、異方性を低減させる等方性分解能画像再構成方法が開示されている（特許文献２参照）。
　しかし、特許文献２で開示された画像再構成方法では、例えば頭部など、体積が大きく中心部位と周辺部位との空間分解能の差が大きい場合における周辺部位での画像のひずみ除去には効果的ではない。
　第３の課題として、分解能補正によるアーチファクトが挙げられる。高空間分解能化してカウントが十分でないときには統計的なノイズが発生してしまうが、分解能補正によりノイズが局所に集まりアーチファクトとして画像化されてしまう。また、分解能補正に使用する点応答関数が、実測値と異なる時、分解能補正を組込んだ画像再構成によりノイズが発生することもある。
　そこで、本発明は、空間分解能の異方性を低減し、アーチファクトを低減する断層画像作成方法および放射線撮像装置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、本発明は、放射線を測定する検出器を複数有する検出器群と、前記検出器の前面に配置して前記放射線の入射方向を制限するコリメータと、データ処理手段と、を備える放射線撮像装置による断層画像作成方法であって、前記データ処理手段は、前記検出器群から複数の投影データを収集する収集ステップと、収集した前記投影データから断層画像を再構成する再構成ステップと、再構成された前記断層画像の各軸方向に、異なった遮断周波数のフィルタリング処理を行う補正処理ステップと、を実行することを特徴とする。
　また、本発明は、放射線を測定する検出器を複数有する検出器群と、前記検出器の前面に配置して前記放射線の入射方向を制限するコリメータと、データ処理手段と、を備える放射線撮像装置であって、前記データ処理手段は、前記検出器群から複数の投影データを収集し、収集した前記投影データから断層画像を再構成し、再構成された前記断層画像の各軸方向で異なる遮断周波数のフィルタリング処理を行うことを特徴とする。
　本発明によれば、空間分解能の異方性が低減し、アーチファクトを低減することによりひずみが低減した好適な断層画像が得られる断層画像作成方法および放射線撮像装置を提供することができる。
第１実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置の構成図である。 第１実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置に用いるカメラに内蔵するピクセル型の検出器群を示す斜視図である。 ピクセル型の検出器群の別の例を示す斜視図である。 別のピクセル型の検出器群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群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群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。 第１実施形態に係る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る。 第１実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置におけるコリメータ分解能のコリメータからの距離依存性の一例を示すグラフである。 第１実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置の断層画像と断層画像の分解能を示す概念図である。 第１実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置のフィルタリング処理後の断層画像を示す概念図である。 第２実施形態に係る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る。 第２実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置に用いるコリメータの１つの貫通孔と検出器の配置を放射線照射方向から見た図である。 第２実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置に用いるコリメータの点応答関数算出用の１次元体系図である。 第２実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置に用いるコリメータの点応答関数の一例を示すグラフである。 第２実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置に用いるコリメータの点応答関数の一例を左右検出器群で分けて示したグラフである。 （ａ）は左検出器群の視野角を示した概念図であり、（ｂ）は右検出器群の視野角を示した概念図である。 比較例に係る一体検出器の点応答関数および第２実施形態に係る左右検出器群の点応答関数を示したグラフである。 比較例に係る一体検出器の点応答関数および第２実施形態に係る右検出器群の点応答関数の半値幅および１／１０幅を説明するグラフである。 第２実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置におけるコリメータ分解能のコリメータからの距離依存性の一例を示すグラフである。 変形例に係るＳＰＥＣＴ装置の断層画像と断層画像の分解能を示す概念図である。
　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。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。
≪第１実施形態≫
＜ＳＰＥＣＴ装置（放射線撮像装置）＞
　第１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。図１は、第１実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１の構成図である。
　ＳＰＥＣＴ装置１は、ガントリ１０と、カメラ１１Ａ，１１Ｂと、データ処理装置１２、表示装置１３と、ベッド１４と、を含んで構成されている。
　被検体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に載せられた被検体１５の体内の99mＴｃから放出されるガンマ線（放射線）をガントリ１０に支持されたカメラ１１Ａ，１１Ｂで検出してプラナー画像および断層画像を撮像するようになっている。
　カメラ１１Ａ，１１Ｂは、コリメータ２６と、多数の検出器２１から構成される検出器群２１Ａ（図２参照）と、を内蔵している。コリメータ２６は、貫通孔２７と貫通孔２７を仕切るセプタ２８とを有し、被検体１５の体内の99mＴｃから放出されるガンマ線を選別（入射角を規制）し、一定方向のガンマ線のみを通過させる役割を有している。コリメータ２６（貫通孔２７）を通過したガンマ線を検出器２１で検出する。
　カメラ１１Ａ，１１Ｂは、ガンマ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）２５を備える。ガンマ線の微小な検出信号は、検出器基板２３、ＡＳＩＣ基板２４を介して、ＡＳＩＣ２５に入力されて増幅する。ＡＳＩＣ２５にて増幅された検出器信号は、ＡＤＣ（Analog Digital Converter）（図示せず）によりデジタル信号化されたのち、ＦＰＧＡ（Field-Programmable Gate Array）（図示せず）等のデジタル回路素子により、ガンマ線を検出した検出器２１のＩＤ、検出したガンマ線の波高値や検出時刻を検出する。これらはカメラ１１Ａ，１１Ｂを構成するアルミニウム、鉄、鉛等でできた遮光・ガンマ線・電磁シールド２９によって囲まれており、光、ガンマ線、電磁波を遮断している。
　カメラ１１Ａ，１１Ｂは、固定して撮像することによりプラナー画像を撮像することができる。また、カメラ１１Ａ，１１Ｂ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を並べて固定して、プラナー画像を撮像させることもできる。また、カメラ１１Ａ，１１Ｂ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および周方向に可動させることができる。ＳＰＥＣＴ撮像時には、カメラ１１Ａ，１１Ｂは被検体１５の周りに最近接軌道を描いて撮像していく。
　データ処理装置１２は、記憶装置（図示せず）および断層画像情報作成装置（図示せず）を有する。データ処理装置１２は、検出したガンマ線の波高値、検出時刻のデータおよび検出器（チャンネル）ＩＤを含むパケットデータをＦＰＧＡ（図示せず）等のデジタル回路素子から取り込み、プラナー画像を生成もしくはサイノグラムデータに変換して断層画像情報を生成し、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（図２参照）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、逐次近似画像再構成法等（ＭＬＥＭ法、ＯＳＥＭ法、ＭＡＰ法等）を用いて画像を再構成する。なお、画像再構成方法はこれに限定されるものではなく、例えば、ＦＢＰ法を用いてもよい。
　そして、データ処理装置１２は、再構成画像である断層画像に後記するフィルタリング処理（異方性フィルタリング処理）を実施する。
　このようにして、ＳＰＥＣＴ装置１は被検体１５の体内の腫瘍等に集積した放射性薬剤（放射性薬剤から放出されるガンマ線）を撮像し、腫瘍等の位置を同定することができるようになっている。
＜検出器＞
　次に、カメラ１１Ａ，１１Ｂに用いられる検出器２１について図２を用いて更に説明する。図２は、第１実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１に用いるカメラ１１Ａ，１１Ｂに内蔵するピクセル型の検出器群２１Ａ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、点応答関数を簡単に求める都合上、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１１Ａ，１１Ｂ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群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群の第一の変形例の入射面側を示す斜視図であり、図５は、図４の検出器群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群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。
　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１１Ａ，１１Ｂに用いられるコリメータ２６について、図８を用いて更に説明する。図８は、第１実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１に用いるカメラ１１Ａ，１１Ｂに内蔵するコリメータ２６を示す斜視図である。
　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孔２７を有し、貫通孔２７は碁盤目状に配置されている。また、各貫通孔２７は、セプタ２８によって仕切られている。
　図８に示すように、第１実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１に用いるコリメータ２６は、１つの貫通孔２７に対し１個分の検出器２１が含まれる構成となっている。
＜分解能および画質＞
　次に、第１実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１の断層画像の分解能について考察する。図９は、第１実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置におけるコリメータ分解能のコリメータ２６からの距離依存性の一例を示すグラフであり、横軸はコリメータ２６から点線源までの距離を示し、縦軸は空間分解能としてＦＷＨＭ（Full Width at Half Maximum、半値幅）を示す。半値幅は、２つの点線源を識別できる最小の線源間距離を意味する。
　なお、図９の例において、検出器２１のピッチ（検出器２１の中心と、ｘ方向またはｙ方向に隣接する検出器２１の中心との距離）を１．４ｍｍとし、セプタ２８のピッチ（セプタ２８の中心と、平行に隣接するセプタ２８の中心との距離）を１．４ｍｍとし、セプタ長（セプタ２８のｚ方向長さ）を２６ｍｍとした。
　図９に示すように、コリメータ２６から点線源までの距離（換言すれば、検出器２１（検出器群２１Ａ）から点線源までの距離）の増加に比例して、ＦＷＨＭが増加する、即ち、空間分解能が低下することがわかる。
　図１０は、第１実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１の断層画像と断層画像の分解能を示す概念図である。
　図１０は、被検体１５の中心部（カメラ１１Ａ，１１Ｂの回転中心）と、周辺部（被検体１５の表面近傍）の２ヶ所に半径の等しい円形のＲＩ集積（ＲＩ分布ＲＩ1 、ＲＩ分布ＲＩ2 ）がある場合における被検体１５の体軸方向を法線とする断層画像の例を太実線で示している。
　中心部にあるＲＩ分布ＲＩ1 について、検出器位置Ａにおける検出器２１（検出器群２１Ａ）からＲＩ分布ＲＩ1 までの距離と、検出器位置Ｂにおける検出器２１（検出器群２１Ａ）からＲＩ分布ＲＩ1 までの距離とは、ほぼ等しい。このため、検出器２１（検出器群２１Ａ）が検出器位置Ａにある場合の分解能（カウント数Ｒcir1 のＦＷＨＭ）と、検出器２１（検出器群２１Ａ）が検出器位置Ｂにある場合の分解能（カウント数Ｒrad1 のＦＷＨＭ）とは、ほぼ等しい等方的な分解能であり、丸いＲＩ分布ＲＩ1 は断層画像において、図１０に示すように、丸く画像化することができる。
　周辺部にあるＲＩ分布ＲＩ2 について、検出器位置Ａにおける検出器２１（検出器群２１Ａ）からＲＩ分布ＲＩ2 までの距離は、検出器位置Ｂにおける検出器２１（検出器群２１Ａ）からＲＩ分布ＲＩ2 までの距離より短くなっている。このため、検出器２１（検出器群２１Ａ）が検出器位置Ａにある場合の分解能（カウント数Ｒcir2 のＦＷＨＭ）（周方向分解能）は高い分解能（ＦＷＨＭが小さく）となっており、検出器２１（検出器群２１Ａ）が検出器位置Ｂにある場合の分解能（カウント数Ｒrad2 のＦＷＨＭ）（径方向分解能）は低い分解能（ＦＷＨＭが大きく）となっている。
　このように、周辺部にあるＲＩ分布ＲＩ2 は、周方向の分解能（カウント数Ｒcir2 のＦＷＨＭ）と径方向の分解能（カウント数Ｒrad2 のＦＷＨＭ）とが異なる異方性の分解能を有するため、丸いＲＩ分布ＲＩ2 は断層画像において、図１０に示すように、径方向に延びた楕円形状にひずんで画像化されてしまう。
＜異方性フィルタリング処理＞
　そこで、第１実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１のデータ処理装置１２（図１参照）は、特に、周方向の分解能が径方向の分解能と同程度になるように、断層画像上でフィルタリング処理（異方性フィルタリング処理）を実施する。
　具体的には、周方向のカットオフ周波数（遮断周波数）が径方向のカットオフ周波数と同程度になるように、低周波通過のフィルタリング処理を実施している。
　なお、フィルタリング処理は、周方向にのみフィルタリング処理を行ってもよく、周方向に径方向よりも強くフィルタリング処理を行ってもよい。
　フィルタリング処理後の画像を図１１に示す。図１１は、第１実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１のフィルタリング処理後の断層画像を示す概念図である。図１１に示すように、中心部にあるＲＩ分布ＲＩ1 だけでなく、周辺部にあるＲＩ分布ＲＩ2 においても等方的な分解能とすることができ、断層画像上のひずみを低減させることができる。
　なお、特許文献２は、投影データごとにコリメータと被検体の撮像対象（ＲＩ分布）との距離に対応した異なるフィルタリング処理を実施することにより、断層画像の異方性を低減させる方法であり、撮像対象が心臓等の高集積で体積が小さな臓器の場合には有効である。
　しかし、撮像対象が脳等の体積が大きく中心部位と周辺部位の分解能の差が大きい場合には、特許文献の方法は効果的ではない。即ち、特許文献２の方法は、投影データにフィルタリング処理を実施するために、周方向だけでなく、径方向の分解能も劣化させてしまい、全体の分解能を落とすことになる。
　これに対し、第１実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１における異方性フィルタリング処理は、周方向の分解能は径方向に合わせて低下するが、径方向の分解能は劣化しない。このため、全体の分解能を損なわずに、異方性を除去することができる。即ち、撮像対象が脳等の体積が大きく中心部位と周辺部位の分解能の差が大きい場合であっても、分解能の異方性が低減し、ひずみが低減した好適な断層画像が得られる。
≪第二実施形態≫
＜ＳＰＥＣＴ装置（放射線撮像装置）＞
　次に、第２実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置（放射線撮像装置）１について説明する。図１２は、第２実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１に用いるカメラ１１Ａ，１１Ｂに内蔵するコリメータ２６Ａを示す斜視図である。図１３は、第２実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１に用いるコリメータ２６Ａの１つの貫通孔２７Ａと検出器２１の配置を放射線照射方向から見た図である。
　第２実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１と第１実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１との差異点は、第１実施形態のコリメータ２６は、１つの貫通孔２７に対し１個分の検出器２１が含まれる構成となっている（図８参照）のに対し、第２実施形態のコリメータ２６Ａは、１つの貫通孔２７Ａに対し４個分の検出器２１が含まれる構成となっている（図１２、図１３参照）点で異なる。即ち、第２実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１に用いるコリメータ２６Ａは、１つの貫通孔２７Ａに対し４個分の検出器２１が含まれる構成となっている。その他の構成については、第１実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１と同様であり、説明を省略する。
　また、第２実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１のデータ処理装置１２で実行される画像再構成は、第１実施形態と同様に、式（１）から、逐次近似画像再構成法等（ＭＬＥＭ法、ＯＳＥＭ法、ＭＡＰ法等）を用いて画像を再構成する。
　特に、第２実施形態においては、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。ここで、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、逐次近似画像再構成法を用いて、より高分解能な画像を提供することができる。
＜点応答関数＞
　次に、第２実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１のコリメータ２６Ａにおける点応答関数について考察する。図１４は、第２実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１に用いるコリメータ２６Ａの点応答関数算出用の１次元体系図である。ここでは、簡単のために図１４に示すように、１次元体系にて議論する。なお、実際の検出器２１（検出器群２１Ａ）およびコリメータ２６Ａは２次元に配置されているが（図１２参照）、本１次元体系の考察を２次元に拡張すればよい。なお、簡単のためにセプタ２８Ａおよび検出器２１はガンマ線を完全に吸収すると仮定して議論する。また、以下の議論において、検出器２１のピッチを１．４ｍｍとし、セプタ２８Ａのピッチを２．８ｍｍとし、セプタ長ｌを２６ｍｍとし、コリメータ２６Ａから点線源３０までの距離Ｌを１００ｍｍとした。
　図１５は、第２実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１に用いるコリメータ２６Ａの点応答関数の一例を示すグラフである。
　図１５は、図１４の１次元体系において、点線源３０から各検出器２１を望む立体角（感度に比例）を求めたものである。グラフ上の「◆」は１つの検出器２１と対応する。横軸は検出器２１の位置を示し、縦軸は点線源３０からその検出器２１を望む立体角を示す。
　図１５に示すように、セプタ２８Ａの陰になり立体角が小さくなる検出器２１とそうでない検出器２１とが交互にあり、応答関数が複雑なことがわかる。
　発明者らの考察により、図１５に示す点応答関数は、２種の点応答関数の重ね合わせであり、それぞれに分けて考えることにより、第２実施形態に係るコリメータ２６Ａの点応答関数が簡易的に理解できることを以下に示す。
　図１４に示すように、検出器２１（検出器群２１Ａ）を、コリメータ２６Ａの貫通孔２７内の右側の検出器群（右検出器群２１Ｒ）と、左側の検出器群（左検出器群２１Ｌ）と、に分けて考える。図１５に示す点応答関数を、右検出器群２１Ｒの点応答関数と左検出器群２１Ｌの点応答関数とに分けたものを図１６に示す。
　図１６は、第２実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１に用いるコリメータ２６Ａの点応答関数の一例を右検出器群２１Ｒと左検出器群２１Ｌとで分けて示したグラフである。グラフ上の「□」は左検出器群２１Ｌの１つの検出器２１と対応し、グラフ上の「■」は左検出器群２１Ｌの１つの検出器２１と対応する。横軸は検出器２１の位置を示し、縦軸は点線源３０からその検出器２１を望む立体角を示す。
　図１６に示すように、図１５に示す点応答関数は２種の略台形状の点応答関数の重ね合わせであることがわかる。
　なお、図１５は検出器群２１Ａで１つの点応答関数として曲線表示したものであり、図１６は右検出器群２１Ｒの点応答関数と左検出器群２１Ｌの点応答関数とに分けて曲線表示したものであり、全く同じ点応答関数である。即ち、図１５のグラフ上の「◆」の位置と、図１６のグラフ上の「□」または「■」の位置とは一致する。
　図１７（ａ）は左検出器群２１Ｌの視野角ＶＡＬを示した概念図であり、図１７（ｂ）は右検出器群２１Ｒの視野角ＶＡＲを示した概念図である。
　図１７に示すように、左右の検出器群２１Ｌ，２１Ｒで視野角ＶＡＬ，ＶＡＲが異なっている。即ち、図１７（ａ）に示すように、左検出群２１Ｌによる視野は検出器面に垂直な方向に対し右側に傾いており、図１７（ｂ）に示すように、右検出器群２１Ｒによる視野は検出器面に垂直な方向に対し左側に傾いている。
　図１６に示す２種の点応答関数（右検出器群２１Ｒの点応答関数、左検出器群２１Ｌの点応答関数）は、略台形の点応答関数であり、それぞれ線源の有る原点（ｘ＝０）からシフトしているのは、この視野角ＶＡＬ，ＶＡＲの差異によるものである。
　＜分解能および画質＞
　次に、点応答関数を右検出器群２１Ｒの点応答関数と左検出器群２１Ｌの点応答関数とに分離した場合におけるそれぞれのプラナー画像の空間分解能を考察する。
　ここで、比較例として、図１２から図１４に示すに示すコリメータ２６Ａと検出器２１（検出器群２１Ａ）との配置において、貫通孔２７Ａに含まれる４つの検出器２１を独立した検出器とせずに１つの検出器（以下、一体検出器と称する）として考えた場合の点応答関数を図１８に示す（グラフ上の「○」で示す）。なお、図１８には、比較のために、図１６で示した右検出器群２１Ｒの点応答関数および左検出器群２１Ｌの点応答関数も合わせて表示している。
　図１８に示すように、比較例に係る一体検出器の点応答関数は、右検出器群２１Ｒの点応答関数と左検出器群２１Ｌの点応答関数とを足し合わせたものであることがわかる。
　比較例に係る一体検出器の点応答関数を最大値で規格化し、右検出器群２１Ｒの点応答関数の重心が原点（ｘ＝０）にくるようにｘ軸方向にシフトし最大値で規格化したグラフを図１９に示す。なお、左検出器群２１Ｌの点応答関数の重心が原点（ｘ＝０）にくるようにｘ軸方向にシフトし最大値で規格化したものは、右検出器群２１Ｒの点応答関数の重心が原点（ｘ＝０）にくるようにｘ軸方向にシフトし最大値で規格化したものと左右が反転する点を除けば同様であり、省略する。
　図１９に示すように、一体検出器の点応答関数と比較して、右検出器群２１Ｒの点応答関数は、ＦＷＨＭ（Full Width at Half Maximum、半値幅）は等しいが、ＦＷＴＭ（Full Width at Tenth Maximum、1/10幅）が小さいことがわかる。ＦＷＨＭが等しいことは、分解能が等しいことを意味している。ＦＷＴＭが小さいことは、周辺へのデータの広がりが小さく、切れの良い、コントラストの高い画像を提供できることを意味している。
　つまり、左右の検出器群２１Ｌ，２１Ｒごとのプラナー画像は、一体検出器（貫通孔２７Ａに含まれる４つの検出器２１を１つの検出器としたもの）と比較して、切れが良く（境界がシャープ）、コントラストの高い（濃淡がはっきりした）画像であることがわかる。
　また、これらのプラナー画像から画像再構成して得られる断層画像も切れが良く（境界がシャープ）、コントラストの高い（濃淡がはっきりした）画像となる。また、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ので、より高分解能な画像を提供できる。
　図２０は、第２実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置におけるコリメータ分解能のコリメータ２６Ａからの距離依存性の一例を示すグラフであり、横軸はコリメータ２６Ａから点線源までの距離を示し、縦軸は空間分解能として右又は左検出器群の点応答関数のＦＷＨＭ（Full Width at Half Maximum、半値幅）を示す。なお、図２０の例において、検出器２１のピッチを１．４ｍｍとし、セプタ２８Ａのピッチを２．８ｍｍとし、セプタ長を２６ｍｍとした。
　第二実施形態においては、空間分解能の補正により、より高分解能化が可能である。しかし、図９（第１実施形態）と図２０（第２実施形態）とを対比して示すように、第二実施形態の分解能（ＦＷＨＭ）は、第１実施形態と比較して、コリメータ２６Ａからの距離依存性が高く（グラフの傾きが大きく）、周辺部位での画像のひずみが顕著となる。
　これに対し、断層画像に対して前記した異方性フィルタリング処理を実施することが有効であり、全体の分解能を低下させることなく周辺部位の画像のひずみを低減することができる。
　次に、統計ノイズによるアーチファクトについて説明する。
　分解能補正を組み込んだ逐次近似画像再構成は、コリメータ２６Ａと検出器２１によりぼけた投影データから、点応答関数による重みづけをしながら、繰り返し計算により正しいＲＩ発生位置分布へと収束させる手法であるが、画像中にノイズ成分が有る時には、そのノイズ成分を集めて強調させてアーチファクトをしばしば発生させる。
　特に、第二実施形態においては、コリメータ２６Ａから点線源までの距離の増加に対して、ＦＷＨＭの増加（空間分解能が低下）が顕著である。このため、断層画像において、周辺部位の画像のひずみが顕著であり、周辺部位の画像は、径方向には分離できずに引き延ばされ、反面、周方向には強く分離された画像となる。
　このため、ノイズがあると、周辺部位では放射状に延びるアーチファクトを発生させることになる。十分なカウントが得られない核医学診断において回避困難である統計ノイズにより、画像周辺部位での放射状のアーチファクトが発生してしまう。
　これに対し、断層画像に対して、周辺部位の周方向分解能が径方向分解能と同じ程度となるように前記した異方性フィルタリング処理を実施することにより、アーチファクトを低減することが可能である。
　次に、分解能補正に使用する点応答関数が実際の点応答関数と異なることにより生じるアーチファクトについて説明する。
　第二実施形態において使用した点応答関数は、本発明の本質を説明するために簡易計算によるもので、実際には、実測値を使用すべきである。しかし、点応答関数は距離依存性があり実測により必要な応答関数を取得することは困難である。そこで、コリメータ２６Ａの厚みや検出器２１の隙間（不感帯）を考慮したより厳密なレイトレース法やモンテカルロシミュレーションにより算出した点応答関数を使用することになる。
　しかしながら、このシミュレーションによる点応答関数は、当然のことながら実際の点応答関数と正確には一致しない。この不一致成分が、アーチファクトの発生原因となる。特に、ノイズ成分（統計ノイズ）があると、このアーチファクトが強調され、分解能異方性による放射状等のアーチファクトが発生してしまう。
　これに対し、断層画像に対して、周辺部位の周方向分解能が径方向分解能と同じ程度となるように前記した異方性フィルタリング処理を実施することにより、アーチファクトを低減することが可能である。
≪変形例≫
　なお、本実施形態に係る放射線撮像装置は、前記第１実施形態および第２実施形態の構成に限定されるものではなく、発明の趣旨を逸脱しない範囲内で種々の変更が可能である。
　本実施形態において、被検体１５の体軸方向を法線とする断層画像（図１０参照）を例に、周方向と径方向の分解能の異方性を問題とし、前記した異方性フィルタリング処理を考察したが、その他の方向の分解能異方性について適用してもよい。
　図２１は、変形例に係るＳＰＥＣＴ装置１の断層画像と断層画像の分解能を示す概念図である。図２１は、被検体１５の中心部（体軸方向を回転軸として回転するカメラ１１Ａ，１１Ｂの回転中心）と、周辺部（被検体１５の表面近傍）の２ヶ所に半径の等しい円形のＲＩ集積（ＲＩ分布ＲＩ1 、ＲＩ分布ＲＩ2 ）がある場合における被検体１５の体軸方向にスライスした断層画像の例を太実線で示している。
　周辺部にあるＲＩ分布ＲＩ2 について、検出器位置Ｃにおける検出器２１（検出器群２１Ａ）からＲＩ分布ＲＩ2 までの距離は、図示しない検出器位置Ｄ（検出器位置Ｃからカメラ１１Ａ，１１Ｂが９０度回転した位置）における検出器２１（検出器群２１Ａ）からＲＩ分布ＲＩ2 までの距離より短くなっている。このため、検出器２１（検出器群２１Ａ）が検出器位置Ｃにある場合の分解能（カウント数Ｒaxi2 のＦＷＨＭ）（体軸方向分解能）は高い分解能（ＦＷＨＭが小さく）となっており、検出器２１（検出器群２１Ａ）が図示しない検出器位置Ｄにある場合の分解能（カウント数Ｒrad2 のＦＷＨＭ）（径方向分解能）は低い分解能（ＦＷＨＭが大きく）となっている。
　このように、周辺部にあるＲＩ分布ＲＩ2 は、体軸方向の分解能（カウント数Ｒaxi2 のＦＷＨＭ）と径方向の分解能（カウント数Ｒrad2 のＦＷＨＭ）とが異なる異方性の分解能を有するため、丸いＲＩ分布ＲＩ2 は断層画像において、図２１に示すように、径方向に延びた楕円形状にひずんで画像化されてしまう。
　そこで、第１実施形態において周方向と径方向の分解能の異方性について異方性フィルタリング処理を実施したのと同様に、図２１に示す変形例において体軸方向と径方向の分解能の異方性について異方性フィルタリング処理を実施する。即ち、体軸方向の分解能が径方向の分解能と同程度になるように、断層画像上でフィルタリング処理（異方性フィルタリング処理）を実施する。具体的には、体軸方向のカットオフ周波数（遮断周波数）が径方向のカットオフ周波数と同程度になるように、低周波通過のフィルタリング処理を実施する。
　なお、フィルタリング処理は、体軸方向にのみフィルタリング処理を行ってもよく、体軸方向に径方向よりも強くフィルタリング処理を行ってもよい。
　また、本実施形態において、異方性フィルタリング処理におけるフィルタ種類について言及していない。これは、基本的には分解能を低下させる方向のフィルタで有ればよく、つまりは低周波数帯域通過型のフィルタで有ればよく、例えば平滑化処理等でも良い。そのフィルタ種類は限定されない。
　また、本実施形態において、画像再構成後の断層画像に異方性フィルタリング処理を実施するものとして説明したが、これに限られるものではなく、画像再構成前のプロジェクションデータにフィルタリングしてもよいし、逐次近似画像再構成の繰り返し処理中に異方性フィルタリング処理を組み込むことも可能である。
　繰り返し処理中に異方性フィルタリング処理を組み込むことにより、アーチファクトの発生や画像のひずみを抑制する効果が得られ、反復回数を減らすことが可能となる。もしくは同じ反復回数でも、より高画質な画像が提供することができる。
　また、本実施形態に係る放射線撮像装置は、ＳＰＥＣＴ装置であるものとして説明したが、ポジトロン断層法（Positron Emission Tomography）を用いた陽電子放出型コンピュータ断層撮影装置（ＰＥＴ（Positron Emission Computed Tomography）装置）に前記した異方性フィルタリング処理を適用してもよい。
　また、第２実施形態に係る放射線撮像装置は、１つの貫通孔２７Ａに対し４個の検出器が含まれる構成であるものとして説明したが、これに限られるものではなく、１つの貫通孔２７Ａに対しＭ個分の検出器２１が含まれる構成であってもよい。なお、Ｍは整数でなくてもよい。
１　　　　　　　ＳＰＥＣＴ装置（放射線撮像装置）
１０　　　　　　ガントリ
１１Ａ，１１Ｂ　カメラ
１２　　　　　　データ処理装置（データ処理手段）
１３　　　　　　表示装置
１４　　　　　　ベッド
１５　　　　　　被検体
２１　　　　　　検出器
２１Ａ　　　　　検出器群
２１ｆ　　　　　入射面
２３　　　　　　検出器基板
２４　　　　　　ＡＳＩＣ基板
２５　　　　　　ＡＳＩＣ
２６，２６Ａ　　コリメータ
２７，２７Ａ　　貫通孔
２８，２８Ａ　　セプタ
２９　　　　　　遮光・ガンマ線・電磁シールド
３０　　　　　　点線源

Claims (16)

  1. 　放射線を測定する検出器を複数有する検出器群と、
    　前記検出器の前面に配置して前記放射線の入射方向を制限するコリメータと、
    　データ処理手段と、を備える放射線撮像装置による断層画像作成方法であって、
    　前記データ処理手段は、
    　前記検出器群から複数の投影データを収集する収集ステップと、
    　収集した前記投影データから断層画像を再構成する再構成ステップと、
    　再構成された前記断層画像の各軸方向で異なる遮断周波数のフィルタリング処理を行う補正処理ステップと、を実行する
    ことを特徴とする断層画像作成方法。
  2. 　放射線を測定する検出器を複数有する検出器群と、
    　前記検出器の前面に配置して前記放射線の入射方向を制限するコリメータと、
    　データ処理手段と、を備える放射線撮像装置による断層画像作成方法であって、
    　前記データ処理手段は、
    　前記検出器群から複数の投影データを収集する収集ステップと、
    　収集した前記投影データの各軸方向で異なる遮断周波数のフィルタリング処理を行う補正処理ステップと、
    　前記フィルタリング処理された前記投影データから断層画像を再構成する再構成ステップと、を実行する
    ことを特徴とする断層画像作成方法。
  3. 　放射線を測定する検出器を複数有する検出器群と、
    　前記検出器の前面に配置して前記放射線の入射方向を制限するコリメータと、
    　データ処理手段と、を備える放射線撮像装置による断層画像作成方法であって、
    　前記データ処理手段は、
    　前記検出器群から複数の投影データを収集する収集ステップと、
    　収集した前記投影データから断層画像を再構成するとともに、各軸方向で異なる遮断周波数のフィルタリング処理を行う再構成ステップと、を実行する
    ことを特徴とする断層画像作成方法。
  4. 　前記コリメータは、
    　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孔を有し、
    　前記貫通孔には、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
    ことを特徴とする請求項１乃至請求項３のいずれか１項に記載の断層画像作成方法。
  5. 　前記再構成ステップは、
    　前記投影データから分解能補正ありの逐次近似法により前記断層画像を再構成する
    ことを特徴とする請求項１乃至請求項３のいずれか１項に記載の断層画像作成方法。
  6. 　前記各軸方向は、径方向と周方向であって、
    　前記フィルタリング処理は、前記周方向に前記径方向よりも強くフィルタリング処理を行う
    ことを特徴とする請求項１乃至請求項３のいずれか１項に記載の断層画像作成方法。
  7. 　前記各軸方向は、径方向と体軸方向であって、
    　前記フィルタリング処理は、前記体軸方向に前記径方向よりも強くフィルタリング処理を行う
    ことを特徴とする請求項１乃至請求項３のいずれか１項に記載の断層画像作成方法。
  8. 　放射線を測定する検出器を複数有する検出器群と、
    　前記検出器の前面に配置して前記放射線の入射方向を制限するコリメータと、
    　データ処理手段と、を備える放射線撮像装置であって、
    　前記データ処理手段は、
    　前記検出器群から複数の投影データを収集し、
    　収集した前記投影データから断層画像を再構成し、
    　再構成された前記断層画像の各軸方向で異なる遮断周波数のフィルタリング処理を行う
    ことを特徴とする放射線撮像装置。
  9. 　放射線を測定する検出器を複数有する検出器群と、
    　前記検出器の前面に配置して前記放射線の入射方向を制限するコリメータと、
    　データ処理手段と、を備える放射線撮像装置であって、
    　前記データ処理手段は、
    　前記検出器群から複数の投影データを収集し、
    　収集した前記投影データの各軸方向で異なる遮断周波数のフィルタリング処理を行い、
    　前記フィルタリング処理された前記投影データから断層画像を再構成する
    ことを特徴とする放射線撮像装置。
  10. 　放射線を測定する検出器を複数有する検出器群と、
    　前記検出器の前面に配置して前記放射線の入射方向を制限するコリメータと、
    　データ処理手段と、を備える放射線撮像装置であって、
    　前記データ処理手段は、
    　前記検出器群から複数の投影データを収集し、
    　収集した前記投影データから断層画像を再構成するとともに、各軸方向で異なる遮断周波数のフィルタリング処理を行う
    ことを特徴とする放射線撮像装置。
  11. 　前記コリメータは、
    　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孔を有し、
    　前記貫通孔には、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
    ことを特徴とする請求項８乃至請求項１０のいずれか１項に記載の放射線撮像装置。
  12. 　前記再構成は、
    　前記投影データから分解能補正ありの逐次近似法により前記断層画像を再構成する
    ことを特徴とする請求項８乃至請求項１０のいずれか１項に記載の放射線撮像装置。
  13. 　前記各軸方向は、径方向と周方向であって、
    　前記フィルタリング処理では、前記周方向に前記径方向よりも強くフィルタリング処理を行う
    ことを特徴とする請求項８乃至請求項１０のいずれか１項に記載の放射線撮像装置。
  14. 　前記各軸方向は、径方向と体軸方向であって、
    　前記フィルタリング処理では、前記体軸方向に前記径方向よりも強くフィルタリング処理を行う
    ことを特徴とする請求項８乃至請求項１０のいずれか１項に記載の放射線撮像装置。
  15. 　前記放射線撮像装置は、
    　単一光子放射型コンピュータ断層撮影装置である
    ことを特徴とする請求項８乃至請求項１０のいずれか１項に記載の放射線撮像装置。
  16. 　前記放射線撮像装置は、
    　陽電子放出型コンピュータ断層撮影装置である
    ことを特徴とする請求項８乃至請求項１０のいずれか１項に記載の放射線撮像装置。
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