放射線撮像装置
【課題】補正精度の向上と画像再構成処理の高速化とが可能になる放射線撮像装置を提供する。
【解決手段】コリメータ２６の貫通孔２７に対し、複数の検出器２１が対応する放射線撮像装置１であって、前記検出器２１で取得された画像を、前記貫通孔２７に対する相対位置が等しい検出器２１ごとに分離して、分離画像を生成する分離画像生成手段１２と、前記分離画像生成手段１２で生成された分離画像ごとに画像処理を行う画像処理手段１２と、を備える。
【解決手段】コリメータ２６の貫通孔２７に対し、複数の検出器２１が対応する放射線撮像装置１であって、前記検出器２１で取得された画像を、前記貫通孔２７に対する相対位置が等しい検出器２１ごとに分離して、分離画像を生成する分離画像生成手段１２と、前記分離画像生成手段１２で生成された分離画像ごとに画像処理を行う画像処理手段１２と、を備える。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、入射放射線分布を画像化する放射線撮像装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
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。
【０００３】
現在のＳＰＥＣＴ装置は、放射線（ガンマ線）の検出器として、一枚の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検出器を用いるものが主流である。これらのＳＰＥＣＴ装置では放射線の入射位置を重心演算により求めるが、重心演算では位置分解能１０ｍｍ程度が限界であり、診断能の向上のためにより高い位置分解能を持つＳＰＥＣＴ装置が求められている。
【０００４】
近年、より高い分解能を持つ検出器として、ピクセル型検出器が開発されてきている。ピクセル型検出器は小さな検出器単位、すなわちピクセル単位で位置信号を取得するものであり、ピクセルは、分割されたシンチレータや半導体で構成されている。検出器の固有分解能は、ピクセルサイズで決まり、現在、ピクセルサイズが１〜２ｍｍのものが開発されている。
【０００５】
また、分解能を高める手法として、断層画像の再構成方法も開発、改良が行われている。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）が用いられていたが、近年、分解能補正ありの逐次近似法が開発された（非特許文献１参照）。この方法により、コリメータや検出器の幾何学的形状を考慮して画像を再構成し、より正確な画像を提供することができるが、計算が複雑になる等の欠点がある。
【０００６】
臨床においては、高位置分解能に加え、高感度であるＳＰＥＣＴ装置が求められている。高位置分解能を得るためには、検出器に入射する放射線の飛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良く、このようなコリメータとして例えば、ＬＥＨＲ（Low Energy High Resolution）コリメータが知られている。しかし、ＬＥＨＲコリメータでは、視野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は、コリメータの貫通孔のサイズを大きくする必要があり、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、これらのコリメータでは位置分解能が悪化する。
このように、従来のＳＰＥＣＴ装置では、トレードオフにより位置分解能と感度が両立しない。このため、位置分解能と感度を両立させる新しい技術の登場が望まれている。
【０００７】
そこで、感度と位置分解能を両立するＳＰＥＣＴ装置として、コリメータの１つの矩形貫通孔に対して複数の検出器が含まれるタイプのＳＰＥＣＴ装置が発明された。このＳＰＥＣＴ装置では、コリメータの貫通孔のサイズが等しいとき、貫通孔と検出器とが一対一対応である従来のＳＰＥＣＴ装置よりも高い位置分解能を得ることができる（特許文献１、非特許文献２参照）。
【０００８】
また、複数のピクセル（検出器）から構成されるピクセル型検出器は、等しいレベルの放射線を受けた場合であってもピクセル間に出力のばらつきが生じる。特許文献２には、出力レベルが他の領域より有意に低い不活発ピクセルや出力レベルが他の領域より有意に高い過活発ピクセルといった欠陥ピクセル（不良ピクセル）に対して、隣接ピクセル（隣接する検出器）を用いた画素補間が開示されている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００９】
【特許文献１】特表２０１０−５０７０９０号公報
【特許文献２】特開２００３−０２３５７２号公報
【非特許文献】
【００１０】
【非特許文献１】Panin VY, et al, "Fully 3-D PET reconstruction with system matrix derived from point source measurements," IEEE Trans Med Imaging. 2006 Jul;25(7):907-921
【非特許文献２】C. Robert et al. (2008) 2008 IEEE Nuclear Science Symposium Conference Record Vol6 pp.4246-4251
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１１】
しかし、１つの貫通孔に対して複数の検出器が含まれるタイプのコリメータを用いた場合、分解能補正を組み合せて画像再構成を行う必要があり、応答関数が異なる個々の検出器の投影をそれぞれ計算する必要がある。そのため、計算の複雑化による補正精度の低下や再構成時間の増加が問題となる。
【００１２】
また、１つの貫通孔に対して複数の検出器が含まれるタイプのコリメータを用いた場合、個々の検出器における応答関数が同一ではないため、欠陥ピクセル（不良ピクセル）に対して、特許文献２に開示された単純な隣接ピクセル（隣接する検出器）を用いた画素補間では誤った補正となる。
【００１３】
そこで、本発明は、補正精度の向上と画像再構成処理の高速化とが可能になる放射線撮像装置を提供することを課題とする。
【課題を解決するための手段】
【００１４】
このような課題を解決するために、本発明は、コリメータの貫通孔に対し、複数の検出器が対応する放射線撮像装置であって、前記検出器で取得された画像を、前記貫通孔に対する相対位置が等しい検出器ごとに分離して、分離画像を生成する分離画像生成手段と、前記分離画像生成手段で生成された分離画像ごとに画像処理を行う画像処理手段と、を備えることを特徴とする放射線撮像装置である。
【発明の効果】
【００１５】
本発明によれば、補正精度の向上と画像再構成処理の高速化とが可能になる放射線撮像装置を提供することができる。
【図面の簡単な説明】
【００１６】
【図１】本実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置の構成図である。
【図２】検出器とコリメータの配置を示した斜視図である。
【図３】（ａ）は検出器とコリメータの配置を検出器の入射面に対して垂直方向から平面視した図であり、（ｂ）は部分検出器群を示した図である。
【図４】検出器の応答関数の例を示した図である。
【図５】検出器とコリメータの他の配置を示した斜視図である。
【図６】（ａ）は検出器とコリメータの他の配置を検出器の入射面に対して垂直方向から平面視した図であり、（ｂ）は部分検出器群を示した図である。
【発明を実施するための形態】
【００１７】
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。
【００１８】
≪ＳＰＥＣＴ装置（放射線撮像装置）１≫
本実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置（放射線撮像装置）１の全体の構成について図１を用いて説明する。図１は、本実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１の構成図である。
【００１９】
ＳＰＥＣＴ装置１は、ガントリ１０、カメラ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１１Ａ，１１Ｂで検出して断層画像を撮像するようになっている。
【００２０】
＜カメラ１１Ａ，１１Ｂ＞
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半径方向および周方向に可動することができるようになっている。断層像撮像時には、カメラ１１はガントリ１０との取り付け部（図示せず）を軸として被検者１５の周りを回転し、被検者１５の体内の腫瘍等に集積した放射性薬剤から発生するγ線を検出する。
【００２１】
カメラ１１Ａ，１１Ｂは、コリメータ２６と、多数の検出器２１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。そして、コリメータ２６（貫通孔２７）を通過したγ線を検出器２１で検出するようになっている。
【００２２】
また、カメラ１１Ａ，１１Ｂ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）２５と、検出器基板２３と、ＡＳＩＣ基板２４と、を備えている。検出器２１で検出されたγ線の検出信号は、検出器基板２３、ＡＳＩＣ基板２４を介して、ＡＳＩＣ２５に入力され、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のデータに変換される。なお、ＡＳＩＣ２５で変換されたデータ（パケットデータ）は、データ処理装置１２に送信されるようになっている。
【００２３】
また、カメラ１１Ａ，１１Ｂは、遮光・γ線・電磁シールド２９を備えている。遮光・γ線・電磁シールド２９は、鉄や鉛等で構成され、検出器２１、検出器基板２３，ＡＳＩＣ基板２４、ＡＳＩＣ２５、コリメータ２６を囲んでおり、外部からの余分な光，γ線，電磁波を遮断するようになっている。
【００２４】
＜データ処理装置１２、表示装置１３＞
データ処理装置１２は、記憶装置（図示せず）および断層像情報作成装置（図示せず）を有している。データ処理装置１２は、検出したγ線の波高値、検出時刻のデータおよび検出器（チャンネル）ＩＤを含むパケットデータをＡＳＩＣ２５から取り込み、平面像を生成し、さらに画像再構成により断層像情報を生成することができるようになっている。また、データ処理装置１２は、生成した平面像や断層像情報を表示装置１３に表示させることができるようになっている。
【００２５】
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薬剤（99mＴｃから放出されるγ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。
【００２６】
≪検出器２１・コリメータ２６≫
次に、本実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１のカメラ１１Ａ，１１Ｂに用いられる検出器２１およびコリメータ２６について、図２および図３を用いて更に説明する。図２は、検出器２１とコリメータ２６の配置を示した斜視図である。
【００２７】
＜検出器２１＞
検出器２１は、例えばＣｄＴｅ半導体を用いたピクセル型の半導体検出器であり、図２に示すようにピクセルごとに区切られている。個々の検出器２１が１つのピクセルを構成し、この検出器２１が２次元に多数配置され検出器群２２を構成している。したがって、１枚の大きな結晶からなるシンチレータと異なり、γ線の検出信号は、各検出器２１単位、つまりピクセル単位で収集されるようになっている。なお、応答関数を求める都合上、検出器群２２（検出器２１の配列）は周期構造を持っていることが望ましい。
【００２８】
なお、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。
【００２９】
なお、本実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１は、図２に示すように、検出器群２２が物理的にピクセルに分割されているものとして説明するが、これに限られるものではない。例えば、複数の電極を配置し大きな検出器を電気的にピクセルに区切ったものであってもよく、両面シリコンストリップ検出器（ＤＳＳＤ：Double-Sided Silicon Strip Detector）のように読み出し方法を工夫することによりピクセル化するような検出器であってもよい。
【００３０】
＜コリメータ２６＞
コリメータ２６は鉛製であり、検出器２１の入射面に対して垂直方向（ガンマ線の入射方向、図２に示すｚ軸のマイナス方向）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。
【００３１】
図３（ａ）は、検出器２１（検出器群２２）とコリメータ２６の配置を検出器２１（検出器群２２）の入射面に対して垂直方向（ガンマ線の入射方向、図２に示すｚ軸のマイナス方向）から平面視した図である。
本実施形態では、図３（ａ）に示すように、コリメータ２６の１つの貫通孔２７に対して、４個の検出器２１（２１ａ，２１ｂ，２１ｃ，２１ｄ）が含まれる場合について説明する。
【００３２】
なお、本実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１のコリメータ２６の貫通孔２７と検出器２１との配置は、図２および図３（ａ）に示すように、１つの貫通孔２７に対して２×２の４個の検出器２１が含まれるものとして説明するが、これに限られるものではない。例えば、３×３の９個や２×４の８個など１つの貫通孔２７に対して整数個の検出器２１が含まれるものであってもよい。より一般化すれば、貫通孔２７と検出器２１とが整数比を保っていれば、複数の貫通孔２７で構成されるブロックを１つの貫通孔とみなすことにより、１つの貫通孔に対して整数個の検出器２１が含まれるものとしてもよい。
【００３３】
≪応答関数≫
本実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１は、図３（ａ）に示すように、コリメータ２６の１つの貫通孔２７に対して、４個の検出器２１（２１ａ，２１ｂ，２１ｃ，２１ｄ）が対応する。
本実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１のデータ処理装置１２は、データ処理装置１２で生成された平面像から、図３（ａ）および図３（ｂ）に示すように、貫通孔２７に対する相対位置が検出器２１ａと同じ相対位置を持った検出器（図３（ａ）において、斜線を施した検出器；各貫通孔２７に対して含まれる４つの検出器のうち右上の検出器）を選択して部分検出器群２２Ａとし、部分検出器群２２Ａのデータを取りだし、部分検出器群２２Ａの部分画像（分離画像）を作成する。
同様に、貫通孔２７に対する相対位置が検出器２１ｂと同じ相対位置を持った検出器（図３（ａ）において、各貫通孔２７に対して含まれる４つの検出器のうち左上の検出器）を選択して部分検出器群２２Ｂとし、部分検出器群２２Ｂのデータを取りだし、部分検出器群２２Ｂの部分画像（分離画像）を作成する。貫通孔２７に対する相対位置が検出器２１ｃと同じ相対位置を持った検出器（図３（ａ）において、各貫通孔２７に対して含まれる４つの検出器のうち右下の検出器）を選択して部分検出器群２２Ｃとし、部分検出器群２２Ｃのデータを取りだし、部分検出器群２２Ｃの部分画像（分離画像）を作成する。貫通孔２７に対する相対位置が検出器２１ｄと同じ相対位置を持った検出器（図３（ａ）において、各貫通孔２７に対して含まれる４つの検出器のうち左下の検出器）を選択して部分検出器群２２Ｄとし、部分検出器群２２Ｄのデータを取りだし、部分検出器群２２Ｄの部分画像（分離画像）を作成する。
【００３４】
この部分画像（分離画像）は、検出器２１とコリメータ２６の貫通孔２７との相対位置ごとに作成されるため、１つの貫通孔２７に対して含まれる検出器２１の個数（整数個）と同じ枚数の部分画像（分離画像）が作成される。即ち、本実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１においては、４枚の部分画像（分離画像）が作成される。
【００３５】
図４は、検出器２１の応答関数３０（３０Ａ，３０Ｂ）の例を示した図である。ここでは、簡単のために図４に示すように、１次元体系にて議論する。実際の検出器２１およびコリメータ２６は２次元であり、本１次元の考察を２次元に拡張すればよい。
【００３６】
図４（ａ）は検出器２１ａを含む部分検出器群２２Ａ（図３（ｂ）参照）の応答関数３０Ａを説明する図であり、図４（ｂ）は検出器２１ｂを含む部分検出器群２２Ｂ（図３（ｂ）参照）の応答関数３０Ｂを説明する図である。
図４（ａ）に示すように、部分検出器群２２Ａに含まれる検出器２１の応答関数３０Ａは、すべての画素において同一形状となる。同様に、図４（ｂ）に示すように、部分検出器群２２Ｂに含まれる検出器２１の応答関数３０Ｂは、すべての画素において同一形状となる。
【００３７】
応答関数３０は、検出器２１とコリメータ２６（貫通孔２７）の幾何形状によって決まる。このため、全体である検出器群２２（図２参照）においては、奇数番目と偶数番目の検出器２１で応答関数３０の形が反転するため、応答関数３０がすべて同一とはならない。
これに対し、部分検出器群２２Ａ，２２Ｂごとに分離することにより、部分検出器群２２Ａの部分画像（分離画像）内での応答関数３０Ａはすべて同一となり、部分検出器群２２Ｂの部分画像（分離画像）内での応答関数３０Ｂはすべて同一となる。
【００３８】
＜画素補間＞
本実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１における検出器２１の補正（画素補間）について説明する。
ＳＰＥＣＴ装置１では、画像を取得するために数千個（例えば、６４×６４）の検出器２１を使用する。このような多数の検出器２１のすべてを正常に動作させることは困難であり、検出器２１の不良（不活発または過活発）により画像に欠けが生じる。
【００３９】
この欠けを補正するため、本実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１のデータ処理装置１２は、貫通孔２７に対する相対位置が同じ部分検出器群（２２Ａ，２２Ｂ，２２Ｃ，２２Ｄ）の部分画像（分離画像）における隣接する検出器２１から補間を行う。なお、補間方法は、部分検出器群（２２Ａ，２２Ｂ，２２Ｃ，２２Ｄ）における隣接する検出器２１の値を用いる点を除けば、隣接する検出器２１の平均値など従来から知られている補間方法を用いることができる。
【００４０】
なお、特許文献２に示すような従来のＳＰＥＣＴ装置の補正（画素補間）は、物理的に隣接した検出器２１のデータに基づいて補間するものである。
しかし、本実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１のように、１つの貫通孔２７に対して整数個の検出器２１が対応する構成においては、物理的に隣接した検出器２１では応答関数が異なっており（図４参照）、従来（特許文献２参照）のＳＰＥＣＴ装置の補正（画素補間）をそのまま用いると、正しい補正を行うことができない。
【００４１】
これに対し、本実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１の補正（画素補間）は、貫通孔２７に対する相対位置が同じ位置の検出器２１を用いることで、補正を施すべき検出器２１と同じ応答関数３０を持ち、かつ近傍にある検出器２１のデータを使用することから補正精度が向上する。
【００４２】
＜画像再構成＞
次に、本実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１における断層画像を作成する画像再構成について説明する。
分解能補正を行う画像再構成（例えば、非特許文献１参照）では、検出器２１・コリメータ２６の配置によって決定される応答関数３０を実験もしくはレイトレース・シミュレーションによって求め、逐次画像再構成のループに組み込む。逐次画像再構成では、ある仮定画像を定め、その仮定画像の投影と実際に得られた画像と比較し、一致するよう修正をかける作業を繰り返すものである。
【００４３】
これまでの画像再構成（ＦＢＰ法、ＭＬＥＭ法、ＯＳＥＭ法等）では、画像の投影を行う際に検出器２１の分解能劣化を考慮していなかった。これに対し、分解能補正ありの画像再構成（例えば、非特許文献１参照）では、分解能の劣化を考慮するものであり、即ち、仮定画像に対し、検出器２１・コリメータ２６の配置によって決まる応答関数３０をコンボリューション積分することで投影画像を作成するものである。
【００４４】
なお、従来のＳＰＥＣＴ装置における断層画像を作成する画像再構成は、全体である検出器群２２（図２参照）の画像を１つの画像として捉えており、検出器２１の応答関数３０が同一で無いため、コンボリューション積分を行うには定義通りに計算する必要があり、計算量が非常に多くなっていた。
【００４５】
これに対し、本実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１では、仮定画像と応答関数３０を高速フーリエ変換（ＦＦＴ：Fast Fourier Translate）等を用いてフーリエ変換し、周波数空間上で積を取った後に、逆フーリエ変換を用いて投影画像に戻すものである。
ここで、本実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１は、部分検出器群（２２Ａ，２２Ｂ，２２Ｃ，２２Ｄ）の部分画像（分離画像）ごとにコンボリューション積分を行うようになっている。部分検出器群（２２Ａ，２２Ｂ，２２Ｃ，２２Ｄ）においては応答関数３０が等しいため、高速フーリエ変換等を用いたアルゴリズムを使用することが可能となり、高速なコンボリューション積分が可能となる。即ち、本実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１では、再構成時間の短縮が可能となる。
【００４６】
≪変形例≫
なお、本実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１は、上記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。
【００４７】
本実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１は、図３（ａ）に示すように、検出器２１（検出器群２２）の入射面に対して垂直方向（ガンマ線の入射方向、図２に示すｚ軸のマイナス方向）から平面視した際、コリメータ２６のセプタ２８が、検出器２１同士の間の境界線上に配置さ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い。
【００４８】
図５および図６（ａ）に示すように、検出器２１（検出器群２２）の入射面に対して垂直方向（ガンマ線の入射方向、図５に示すｚ軸のマイナス方向）から平面視した際、コリメータ２６のセプタ２８が検出器２１の中心を通り、検出器２１同士の間の境界線とセプタ２８とが直交するように配置する構成（特開２０１１−１０６８８７号公報参照）であってもよい。
このような検出器２１（検出器群２２）とコリメータ２６との配置であっても、図６（ａ）および図６（ｂ）に示すように、検出器２１とコリメータ２６（貫通孔２７）との対応関係が等しい、即ち、応答関数が等しい検出器２１同士を集めて部分検出器群２２Ａを抽出することができる。これにより、本実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１と同様に、処理することができる。
【００４９】
また、コリメータ２６の貫通孔２７の配列が、検出器２１の配列に対して、所定の角度で交差するように配置される構成であってもよい。
【符号の説明】
【００５０】
１ ＳＰＥＣＴ装置（放射線撮像装置、単一光子放射型コンピュータ断層撮影装置）
１０ ガントリ
１１Ａ，１１Ｂ カメラ
１２ データ処理装置（分離画像生成手段、画像処理手段）
１３ 表示装置
１４ ベッド
１５ 被検者
２１，２１ａ，２１ｂ，２１ｃ，２１ｄ 検出器
２２ 検出器群
２２Ａ，２２Ｂ，２２Ｃ，２２Ｄ 部分検出器群
２３ 検出器基板
２４ ＡＳＩＣ基板
２５ ＡＳＩＣ（特定用途向け集積回路）
２６ コリメータ
２７ 貫通孔
２８ セプタ
２９ 遮光・γ線・電磁シールド
３０，３０Ａ，３０Ｂ 応答関数
【技術分野】
【０００１】
本発明は、入射放射線分布を画像化する放射線撮像装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
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。
【０００３】
現在のＳＰＥＣＴ装置は、放射線（ガンマ線）の検出器として、一枚の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検出器を用いるものが主流である。これらのＳＰＥＣＴ装置では放射線の入射位置を重心演算により求めるが、重心演算では位置分解能１０ｍｍ程度が限界であり、診断能の向上のためにより高い位置分解能を持つＳＰＥＣＴ装置が求められている。
【０００４】
近年、より高い分解能を持つ検出器として、ピクセル型検出器が開発されてきている。ピクセル型検出器は小さな検出器単位、すなわちピクセル単位で位置信号を取得するものであり、ピクセルは、分割されたシンチレータや半導体で構成されている。検出器の固有分解能は、ピクセルサイズで決まり、現在、ピクセルサイズが１〜２ｍｍのものが開発されている。
【０００５】
また、分解能を高める手法として、断層画像の再構成方法も開発、改良が行われている。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）が用いられていたが、近年、分解能補正ありの逐次近似法が開発された（非特許文献１参照）。この方法により、コリメータや検出器の幾何学的形状を考慮して画像を再構成し、より正確な画像を提供することができるが、計算が複雑になる等の欠点がある。
【０００６】
臨床においては、高位置分解能に加え、高感度であるＳＰＥＣＴ装置が求められている。高位置分解能を得るためには、検出器に入射する放射線の飛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良く、このようなコリメータとして例えば、ＬＥＨＲ（Low Energy High Resolution）コリメータが知られている。しかし、ＬＥＨＲコリメータでは、視野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は、コリメータの貫通孔のサイズを大きくする必要があり、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、これらのコリメータでは位置分解能が悪化する。
このように、従来のＳＰＥＣＴ装置では、トレードオフにより位置分解能と感度が両立しない。このため、位置分解能と感度を両立させる新しい技術の登場が望まれている。
【０００７】
そこで、感度と位置分解能を両立するＳＰＥＣＴ装置として、コリメータの１つの矩形貫通孔に対して複数の検出器が含まれるタイプのＳＰＥＣＴ装置が発明された。このＳＰＥＣＴ装置では、コリメータの貫通孔のサイズが等しいとき、貫通孔と検出器とが一対一対応である従来のＳＰＥＣＴ装置よりも高い位置分解能を得ることができる（特許文献１、非特許文献２参照）。
【０００８】
また、複数のピクセル（検出器）から構成されるピクセル型検出器は、等しいレベルの放射線を受けた場合であってもピクセル間に出力のばらつきが生じる。特許文献２には、出力レベルが他の領域より有意に低い不活発ピクセルや出力レベルが他の領域より有意に高い過活発ピクセルといった欠陥ピクセル（不良ピクセル）に対して、隣接ピクセル（隣接する検出器）を用いた画素補間が開示されている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００９】
【特許文献１】特表２０１０−５０７０９０号公報
【特許文献２】特開２００３−０２３５７２号公報
【非特許文献】
【００１０】
【非特許文献１】Panin VY, et al, "Fully 3-D PET reconstruction with system matrix derived from point source measurements," IEEE Trans Med Imaging. 2006 Jul;25(7):907-921
【非特許文献２】C. Robert et al. (2008) 2008 IEEE Nuclear Science Symposium Conference Record Vol6 pp.4246-4251
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１１】
しかし、１つの貫通孔に対して複数の検出器が含まれるタイプのコリメータを用いた場合、分解能補正を組み合せて画像再構成を行う必要があり、応答関数が異なる個々の検出器の投影をそれぞれ計算する必要がある。そのため、計算の複雑化による補正精度の低下や再構成時間の増加が問題となる。
【００１２】
また、１つの貫通孔に対して複数の検出器が含まれるタイプのコリメータを用いた場合、個々の検出器における応答関数が同一ではないため、欠陥ピクセル（不良ピクセル）に対して、特許文献２に開示された単純な隣接ピクセル（隣接する検出器）を用いた画素補間では誤った補正となる。
【００１３】
そこで、本発明は、補正精度の向上と画像再構成処理の高速化とが可能になる放射線撮像装置を提供することを課題とする。
【課題を解決するための手段】
【００１４】
このような課題を解決するために、本発明は、コリメータの貫通孔に対し、複数の検出器が対応する放射線撮像装置であって、前記検出器で取得された画像を、前記貫通孔に対する相対位置が等しい検出器ごとに分離して、分離画像を生成する分離画像生成手段と、前記分離画像生成手段で生成された分離画像ごとに画像処理を行う画像処理手段と、を備えることを特徴とする放射線撮像装置である。
【発明の効果】
【００１５】
本発明によれば、補正精度の向上と画像再構成処理の高速化とが可能になる放射線撮像装置を提供することができる。
【図面の簡単な説明】
【００１６】
【図１】本実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置の構成図である。
【図２】検出器とコリメータの配置を示した斜視図である。
【図３】（ａ）は検出器とコリメータの配置を検出器の入射面に対して垂直方向から平面視した図であり、（ｂ）は部分検出器群を示した図である。
【図４】検出器の応答関数の例を示した図である。
【図５】検出器とコリメータの他の配置を示した斜視図である。
【図６】（ａ）は検出器とコリメータの他の配置を検出器の入射面に対して垂直方向から平面視した図であり、（ｂ）は部分検出器群を示した図である。
【発明を実施するための形態】
【００１７】
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。
【００１８】
≪ＳＰＥＣＴ装置（放射線撮像装置）１≫
本実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置（放射線撮像装置）１の全体の構成について図１を用いて説明する。図１は、本実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１の構成図である。
【００１９】
ＳＰＥＣＴ装置１は、ガントリ１０、カメラ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１１Ａ，１１Ｂで検出して断層画像を撮像するようになっている。
【００２０】
＜カメラ１１Ａ，１１Ｂ＞
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半径方向および周方向に可動することができるようになっている。断層像撮像時には、カメラ１１はガントリ１０との取り付け部（図示せず）を軸として被検者１５の周りを回転し、被検者１５の体内の腫瘍等に集積した放射性薬剤から発生するγ線を検出する。
【００２１】
カメラ１１Ａ，１１Ｂは、コリメータ２６と、多数の検出器２１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。そして、コリメータ２６（貫通孔２７）を通過したγ線を検出器２１で検出するようになっている。
【００２２】
また、カメラ１１Ａ，１１Ｂ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）２５と、検出器基板２３と、ＡＳＩＣ基板２４と、を備えている。検出器２１で検出されたγ線の検出信号は、検出器基板２３、ＡＳＩＣ基板２４を介して、ＡＳＩＣ２５に入力され、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のデータに変換される。なお、ＡＳＩＣ２５で変換されたデータ（パケットデータ）は、データ処理装置１２に送信されるようになっている。
【００２３】
また、カメラ１１Ａ，１１Ｂは、遮光・γ線・電磁シールド２９を備えている。遮光・γ線・電磁シールド２９は、鉄や鉛等で構成され、検出器２１、検出器基板２３，ＡＳＩＣ基板２４、ＡＳＩＣ２５、コリメータ２６を囲んでおり、外部からの余分な光，γ線，電磁波を遮断するようになっている。
【００２４】
＜データ処理装置１２、表示装置１３＞
データ処理装置１２は、記憶装置（図示せず）および断層像情報作成装置（図示せず）を有している。データ処理装置１２は、検出したγ線の波高値、検出時刻のデータおよび検出器（チャンネル）ＩＤを含むパケットデータをＡＳＩＣ２５から取り込み、平面像を生成し、さらに画像再構成により断層像情報を生成することができるようになっている。また、データ処理装置１２は、生成した平面像や断層像情報を表示装置１３に表示させることができるようになっている。
【００２５】
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薬剤（99mＴｃから放出されるγ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。
【００２６】
≪検出器２１・コリメータ２６≫
次に、本実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１のカメラ１１Ａ，１１Ｂに用いられる検出器２１およびコリメータ２６について、図２および図３を用いて更に説明する。図２は、検出器２１とコリメータ２６の配置を示した斜視図である。
【００２７】
＜検出器２１＞
検出器２１は、例えばＣｄＴｅ半導体を用いたピクセル型の半導体検出器であり、図２に示すようにピクセルごとに区切られている。個々の検出器２１が１つのピクセルを構成し、この検出器２１が２次元に多数配置され検出器群２２を構成している。したがって、１枚の大きな結晶からなるシンチレータと異なり、γ線の検出信号は、各検出器２１単位、つまりピクセル単位で収集されるようになっている。なお、応答関数を求める都合上、検出器群２２（検出器２１の配列）は周期構造を持っていることが望ましい。
【００２８】
なお、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。
【００２９】
なお、本実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１は、図２に示すように、検出器群２２が物理的にピクセルに分割されているものとして説明するが、これに限られるものではない。例えば、複数の電極を配置し大きな検出器を電気的にピクセルに区切ったものであってもよく、両面シリコンストリップ検出器（ＤＳＳＤ：Double-Sided Silicon Strip Detector）のように読み出し方法を工夫することによりピクセル化するような検出器であってもよい。
【００３０】
＜コリメータ２６＞
コリメータ２６は鉛製であり、検出器２１の入射面に対して垂直方向（ガンマ線の入射方向、図２に示すｚ軸のマイナス方向）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。
【００３１】
図３（ａ）は、検出器２１（検出器群２２）とコリメータ２６の配置を検出器２１（検出器群２２）の入射面に対して垂直方向（ガンマ線の入射方向、図２に示すｚ軸のマイナス方向）から平面視した図である。
本実施形態では、図３（ａ）に示すように、コリメータ２６の１つの貫通孔２７に対して、４個の検出器２１（２１ａ，２１ｂ，２１ｃ，２１ｄ）が含まれる場合について説明する。
【００３２】
なお、本実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１のコリメータ２６の貫通孔２７と検出器２１との配置は、図２および図３（ａ）に示すように、１つの貫通孔２７に対して２×２の４個の検出器２１が含まれるものとして説明するが、これに限られるものではない。例えば、３×３の９個や２×４の８個など１つの貫通孔２７に対して整数個の検出器２１が含まれるものであってもよい。より一般化すれば、貫通孔２７と検出器２１とが整数比を保っていれば、複数の貫通孔２７で構成されるブロックを１つの貫通孔とみなすことにより、１つの貫通孔に対して整数個の検出器２１が含まれるものとしてもよい。
【００３３】
≪応答関数≫
本実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１は、図３（ａ）に示すように、コリメータ２６の１つの貫通孔２７に対して、４個の検出器２１（２１ａ，２１ｂ，２１ｃ，２１ｄ）が対応する。
本実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１のデータ処理装置１２は、データ処理装置１２で生成された平面像から、図３（ａ）および図３（ｂ）に示すように、貫通孔２７に対する相対位置が検出器２１ａと同じ相対位置を持った検出器（図３（ａ）において、斜線を施した検出器；各貫通孔２７に対して含まれる４つの検出器のうち右上の検出器）を選択して部分検出器群２２Ａとし、部分検出器群２２Ａのデータを取りだし、部分検出器群２２Ａの部分画像（分離画像）を作成する。
同様に、貫通孔２７に対する相対位置が検出器２１ｂと同じ相対位置を持った検出器（図３（ａ）において、各貫通孔２７に対して含まれる４つの検出器のうち左上の検出器）を選択して部分検出器群２２Ｂとし、部分検出器群２２Ｂのデータを取りだし、部分検出器群２２Ｂの部分画像（分離画像）を作成する。貫通孔２７に対する相対位置が検出器２１ｃと同じ相対位置を持った検出器（図３（ａ）において、各貫通孔２７に対して含まれる４つの検出器のうち右下の検出器）を選択して部分検出器群２２Ｃとし、部分検出器群２２Ｃのデータを取りだし、部分検出器群２２Ｃの部分画像（分離画像）を作成する。貫通孔２７に対する相対位置が検出器２１ｄと同じ相対位置を持った検出器（図３（ａ）において、各貫通孔２７に対して含まれる４つの検出器のうち左下の検出器）を選択して部分検出器群２２Ｄとし、部分検出器群２２Ｄのデータを取りだし、部分検出器群２２Ｄの部分画像（分離画像）を作成する。
【００３４】
この部分画像（分離画像）は、検出器２１とコリメータ２６の貫通孔２７との相対位置ごとに作成されるため、１つの貫通孔２７に対して含まれる検出器２１の個数（整数個）と同じ枚数の部分画像（分離画像）が作成される。即ち、本実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１においては、４枚の部分画像（分離画像）が作成される。
【００３５】
図４は、検出器２１の応答関数３０（３０Ａ，３０Ｂ）の例を示した図である。ここでは、簡単のために図４に示すように、１次元体系にて議論する。実際の検出器２１およびコリメータ２６は２次元であり、本１次元の考察を２次元に拡張すればよい。
【００３６】
図４（ａ）は検出器２１ａを含む部分検出器群２２Ａ（図３（ｂ）参照）の応答関数３０Ａを説明する図であり、図４（ｂ）は検出器２１ｂを含む部分検出器群２２Ｂ（図３（ｂ）参照）の応答関数３０Ｂを説明する図である。
図４（ａ）に示すように、部分検出器群２２Ａに含まれる検出器２１の応答関数３０Ａは、すべての画素において同一形状となる。同様に、図４（ｂ）に示すように、部分検出器群２２Ｂに含まれる検出器２１の応答関数３０Ｂは、すべての画素において同一形状となる。
【００３７】
応答関数３０は、検出器２１とコリメータ２６（貫通孔２７）の幾何形状によって決まる。このため、全体である検出器群２２（図２参照）においては、奇数番目と偶数番目の検出器２１で応答関数３０の形が反転するため、応答関数３０がすべて同一とはならない。
これに対し、部分検出器群２２Ａ，２２Ｂごとに分離することにより、部分検出器群２２Ａの部分画像（分離画像）内での応答関数３０Ａはすべて同一となり、部分検出器群２２Ｂの部分画像（分離画像）内での応答関数３０Ｂはすべて同一となる。
【００３８】
＜画素補間＞
本実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１における検出器２１の補正（画素補間）について説明する。
ＳＰＥＣＴ装置１では、画像を取得するために数千個（例えば、６４×６４）の検出器２１を使用する。このような多数の検出器２１のすべてを正常に動作させることは困難であり、検出器２１の不良（不活発または過活発）により画像に欠けが生じる。
【００３９】
この欠けを補正するため、本実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１のデータ処理装置１２は、貫通孔２７に対する相対位置が同じ部分検出器群（２２Ａ，２２Ｂ，２２Ｃ，２２Ｄ）の部分画像（分離画像）における隣接する検出器２１から補間を行う。なお、補間方法は、部分検出器群（２２Ａ，２２Ｂ，２２Ｃ，２２Ｄ）における隣接する検出器２１の値を用いる点を除けば、隣接する検出器２１の平均値など従来から知られている補間方法を用いることができる。
【００４０】
なお、特許文献２に示すような従来のＳＰＥＣＴ装置の補正（画素補間）は、物理的に隣接した検出器２１のデータに基づいて補間するものである。
しかし、本実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１のように、１つの貫通孔２７に対して整数個の検出器２１が対応する構成においては、物理的に隣接した検出器２１では応答関数が異なっており（図４参照）、従来（特許文献２参照）のＳＰＥＣＴ装置の補正（画素補間）をそのまま用いると、正しい補正を行うことができない。
【００４１】
これに対し、本実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１の補正（画素補間）は、貫通孔２７に対する相対位置が同じ位置の検出器２１を用いることで、補正を施すべき検出器２１と同じ応答関数３０を持ち、かつ近傍にある検出器２１のデータを使用することから補正精度が向上する。
【００４２】
＜画像再構成＞
次に、本実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１における断層画像を作成する画像再構成について説明する。
分解能補正を行う画像再構成（例えば、非特許文献１参照）では、検出器２１・コリメータ２６の配置によって決定される応答関数３０を実験もしくはレイトレース・シミュレーションによって求め、逐次画像再構成のループに組み込む。逐次画像再構成では、ある仮定画像を定め、その仮定画像の投影と実際に得られた画像と比較し、一致するよう修正をかける作業を繰り返すものである。
【００４３】
これまでの画像再構成（ＦＢＰ法、ＭＬＥＭ法、ＯＳＥＭ法等）では、画像の投影を行う際に検出器２１の分解能劣化を考慮していなかった。これに対し、分解能補正ありの画像再構成（例えば、非特許文献１参照）では、分解能の劣化を考慮するものであり、即ち、仮定画像に対し、検出器２１・コリメータ２６の配置によって決まる応答関数３０をコンボリューション積分することで投影画像を作成するものである。
【００４４】
なお、従来のＳＰＥＣＴ装置における断層画像を作成する画像再構成は、全体である検出器群２２（図２参照）の画像を１つの画像として捉えており、検出器２１の応答関数３０が同一で無いため、コンボリューション積分を行うには定義通りに計算する必要があり、計算量が非常に多くなっていた。
【００４５】
これに対し、本実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１では、仮定画像と応答関数３０を高速フーリエ変換（ＦＦＴ：Fast Fourier Translate）等を用いてフーリエ変換し、周波数空間上で積を取った後に、逆フーリエ変換を用いて投影画像に戻すものである。
ここで、本実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１は、部分検出器群（２２Ａ，２２Ｂ，２２Ｃ，２２Ｄ）の部分画像（分離画像）ごとにコンボリューション積分を行うようになっている。部分検出器群（２２Ａ，２２Ｂ，２２Ｃ，２２Ｄ）においては応答関数３０が等しいため、高速フーリエ変換等を用いたアルゴリズムを使用することが可能となり、高速なコンボリューション積分が可能となる。即ち、本実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１では、再構成時間の短縮が可能となる。
【００４６】
≪変形例≫
なお、本実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１は、上記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。
【００４７】
本実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１は、図３（ａ）に示すように、検出器２１（検出器群２２）の入射面に対して垂直方向（ガンマ線の入射方向、図２に示すｚ軸のマイナス方向）から平面視した際、コリメータ２６のセプタ２８が、検出器２１同士の間の境界線上に配置さ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い。
【００４８】
図５および図６（ａ）に示すように、検出器２１（検出器群２２）の入射面に対して垂直方向（ガンマ線の入射方向、図５に示すｚ軸のマイナス方向）から平面視した際、コリメータ２６のセプタ２８が検出器２１の中心を通り、検出器２１同士の間の境界線とセプタ２８とが直交するように配置する構成（特開２０１１−１０６８８７号公報参照）であってもよい。
このような検出器２１（検出器群２２）とコリメータ２６との配置であっても、図６（ａ）および図６（ｂ）に示すように、検出器２１とコリメータ２６（貫通孔２７）との対応関係が等しい、即ち、応答関数が等しい検出器２１同士を集めて部分検出器群２２Ａを抽出することができる。これにより、本実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１と同様に、処理することができる。
【００４９】
また、コリメータ２６の貫通孔２７の配列が、検出器２１の配列に対して、所定の角度で交差するように配置される構成であってもよい。
【符号の説明】
【００５０】
１ ＳＰＥＣＴ装置（放射線撮像装置、単一光子放射型コンピュータ断層撮影装置）
１０ ガントリ
１１Ａ，１１Ｂ カメラ
１２ データ処理装置（分離画像生成手段、画像処理手段）
１３ 表示装置
１４ ベッド
１５ 被検者
２１，２１ａ，２１ｂ，２１ｃ，２１ｄ 検出器
２２ 検出器群
２２Ａ，２２Ｂ，２２Ｃ，２２Ｄ 部分検出器群
２３ 検出器基板
２４ ＡＳＩＣ基板
２５ ＡＳＩＣ（特定用途向け集積回路）
２６ コリメータ
２７ 貫通孔
２８ セプタ
２９ 遮光・γ線・電磁シールド
３０，３０Ａ，３０Ｂ 応答関数
【特許請求の範囲】
【請求項１】
コリメータの貫通孔に対し、複数の検出器が対応する放射線撮像装置であって、
前記検出器で取得された画像を、前記貫通孔に対する相対位置が等しい検出器ごとに分離して、分離画像を生成する分離画像生成手段と、
前記分離画像生成手段で生成された分離画像ごとに画像処理を行う画像処理手段と、を備える
ことを特徴とする放射線撮像装置。
【請求項２】
前記貫通孔に対する相対位置が等しい検出器ごとに分離された分離画像に基づいて前記検出器の補間を行う
ことを特徴とする請求項１に記載の放射線撮像装置。
【請求項３】
前記画像処理手段は、
断層画像を作成する画像再構成の際に、前記貫通孔に対する相対位置が等しい検出器ごとに分離された分離画像ごとに逆投影演算を行う
ことを特徴とする請求項１に記載の放射線撮像装置。
【請求項４】
前記画像処理手段は、
断層画像を作成する画像再構成に分解能補正を用い、逆投影および順投影の際に、前記貫通孔に対する相対位置が等しい検出器ごとに分離された分離画像ごとにフーリエ変換を用いたコンボリューション積分を行う
ことを特徴とする請求項３に記載の放射線撮像装置。
【請求項１】
コリメータの貫通孔に対し、複数の検出器が対応する放射線撮像装置であって、
前記検出器で取得された画像を、前記貫通孔に対する相対位置が等しい検出器ごとに分離して、分離画像を生成する分離画像生成手段と、
前記分離画像生成手段で生成された分離画像ごとに画像処理を行う画像処理手段と、を備える
ことを特徴とする放射線撮像装置。
【請求項２】
前記貫通孔に対する相対位置が等しい検出器ごとに分離された分離画像に基づいて前記検出器の補間を行う
ことを特徴とする請求項１に記載の放射線撮像装置。
【請求項３】
前記画像処理手段は、
断層画像を作成する画像再構成の際に、前記貫通孔に対する相対位置が等しい検出器ごとに分離された分離画像ごとに逆投影演算を行う
ことを特徴とする請求項１に記載の放射線撮像装置。
【請求項４】
前記画像処理手段は、
断層画像を作成する画像再構成に分解能補正を用い、逆投影および順投影の際に、前記貫通孔に対する相対位置が等しい検出器ごとに分離された分離画像ごとにフーリエ変換を用いたコンボリューション積分を行う
ことを特徴とする請求項３に記載の放射線撮像装置。
【図１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【公開番号】特開２０１３−５３９９２（Ｐ２０１３−５３９９２Ａ）
【公開日】平成２５年３月２１日（２０１３．３．２１）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２０１１−１９３７４９（Ｐ２０１１−１９３７４９）
【出願日】平成２３年９月６日（２０１１．９．６）
【出願人】（０００００５１０８）株式会社日立製作所 (27,607)
【Ｆターム（参考）】
【公開日】平成２５年３月２１日（２０１３．３．２１）
【国際特許分類】
【出願日】平成２３年９月６日（２０１１．９．６）
【出願人】（０００００５１０８）株式会社日立製作所 (27,607)
【Ｆターム（参考）】
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