放射線診断装置及び放射線検出装置
【課題】より多くの検出器（カメラ）を同時に実装して検出感度を上げることができ、高い分解能の画像を得ることができ、かつ、小形化が可能である放射線検出装置及び放射線診断装置を提供する。
【解決手段】 放射線検出装置は、複数の半導体カメラ（２１）を有する。各カメラ（２１）は、放射線（例えばガンマ線）を電気信号に変換する半導体の層で形成された画素を２次元状に配列した画素部、及び、当該各画素により検出された電気信号を処理し且つ各画素からはみ出さない状態で当該画素部と一体に形成された信号処理回路を有する検出ブロックを複数個、平面状に且つ相互に隣接して並べて配置した放射線検出器（３１）と、放射線入射側に当該検出器に装着したピンホール型コリメータ（３３）と、を備える。
【解決手段】 放射線検出装置は、複数の半導体カメラ（２１）を有する。各カメラ（２１）は、放射線（例えばガンマ線）を電気信号に変換する半導体の層で形成された画素を２次元状に配列した画素部、及び、当該各画素により検出された電気信号を処理し且つ各画素からはみ出さない状態で当該画素部と一体に形成された信号処理回路を有する検出ブロックを複数個、平面状に且つ相互に隣接して並べて配置した放射線検出器（３１）と、放射線入射側に当該検出器に装着したピンホール型コリメータ（３３）と、を備える。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、被検体から収集されるＸ線などの放射線のデータを用いて被検体の画像を生成する放射線診断装置、及び、この放射線診断装置に搭載する放射線検出装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
近年の医療現場では、各種の診断装置の果たす役割は益々重要になっている。そのような診断装置の中で、心筋や脳機能の変化を収集できる核医学診断装置が脚光を浴びている。この核医学診断装置の代表的なものに、ＳＰＥＣＴ（Single Photon Emission Computed Tomography）装置がある。
このＳＰＥＣＴ装置では、従来、例えば特許文献１に見られるようにアンガー型のガンマカメラを搭載し、このガンマカメラにより被検体内に投与した核種から放射されるガンマ線を検出する構造のものが知られている。とくに、このアンガー型のガンマカメラについては、このカメラにピンホールコリメータを実装してデータ収集を行い、その収集データに複数軌道撮像法を適用して完全再構成を実現し、超高分解能（１００μm程度）のＳＰＥＣＴ画像を得られた事例の報告がある。この報告は、被検体を小動物に限定して実現したものである。
【０００３】
【特許文献１】特開２００１−５９８７２号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
しかしながら、アンガー型ガンマカメラ（検出器）に複数軌道撮像法を適用した手法の場合、上述した超高分解能を実現するための撮像条件や装置に対する制約が厳しく、実用性に乏しいという問題に直面している。
【０００５】
例えば、アンガー型ガンマカメラの固有分解能は通常、４．０ｍｍ以上と低いため、核種がＴｌ−２０１線源の場合、ピンホールコリメータで拡大倍率を上げないと、上述した所望の分解能は得らない。このため、ピンホールコリメータの大形化が余儀なくされる。これにより、カメラ（検出器）全体も大形化する。このため、検出感度を上げるために、カメラを複数個、配置したいような場合でも、１個のカメラが大形あるため、配置できても、せいぜい３個までであり、それ以上の実装は難しい。
【０００６】
また小動物を撮影する割には、全体のシステムは大掛かりとなり、実用上の大きな障害になっている。
【０００７】
一方、小形化の観点から、ポジションセンシティブな光電子増倍管とシンチレータを組み合わせる構造のものも知られている。しかしながら、この構造の場合、位置分解能は改善するものの、小形化の割合に、分解能はそれほど良くない。このため、所望の再構成分解能を得ようとすると、実現不可能な検出器サイズが求められこともある。さらに、エネルギ分解能や画像の直線性が優れないことや、計数率特性がそれほど上げられないこと等に起因して、画質が思ったように向上しないという問題点があった。
また核医学の機能画像にＸ線による形態情報を重ね合わせたい場合、被検体である小動物を、Ｘ線ＣＴシステムやＸ線撮影装置に移し替えないと撮影は出来ず、重ね合わせを保証するような十分に安定した画像は得にくいと言ったのが現状で、実質的にはこのような要求に答えられないのが現状である。
【０００８】
本発明は、上述したＳＰＥＣＴ装置に代表される、従来の放射線診断装置の放射線検出装置が直面している問題に鑑みてなされたもので、より多くの検出器（カメラ）を同時に実装して検出感度を上げることができ、高い分解能の画像を得ることができ、かつ、小形化が可能である放射線検出装置、及び、この放射線検出装置を搭載した放射線診断装置を提供することを、その目的とする。
【課題を解決するための手段】
【０００９】
上述した目的を達成するため、本発明に係る放射線検出装置は、放射線を電気信号に変換する半導体の層で形成された画素を２次元状に配列した画素部、及び、当該各画素により検出された電気信号を処理し且つ各画素からはみ出さない状態で当該画素部と一体に形成された信号処理回路を有する検出ブロックを複数個、平面状に且つ相互に隣接して並べて配置した放射線検出器と、この放射線検出器の放射線入射側に当該検出器に装着したピンホール型コリメータと、を備えている。
【００１０】
また、上述した目的を達成するため、本発明に係る放射線診断装置は、上述した放射線検出装置と、前記放射線検出器及び前記コリメータの組を複数個、配設した支持体と、この支持体を所定方向に回転させる回転手段と、前記複数の放射線検出器から出力された信号に基づいて被検体の画像を生成する手段と、を備えている。
【発明の効果】
【００１１】
本発明によれば、より多くの検出器（カメラ）を同時に実装して検出感度を上げることができ、高い分解能の画像を得ることができ、かつ、小形化が可能である放射線検出装置、及び、この放射線検出装置を搭載した放射線診断装置を提供することができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１２】
以下、添付図面を参照して、本発明を実施するための最良の形態（実施形態）を説明する。
【００１３】
（第１の実施形態）
図１〜５を参照して、本発明に係る放射線診断装置としてのＳＰＥＣＴ装置の第１の実施形態を説明する。
【００１４】
このＳＰＥＣＴ装置は、ラジオアイソトープ（ＲＩ）又はその標識化合物が生体内の特定の組織や臓器に選択的に取り込まれる性質を利用して、そのＲＩから放射されるガンマ線を体外から測定し、ＲＩの線量分布を画像化する核医学診断装置である。
【００１５】
図１に示すように、この第１の実施形態に係るＳＰＥＣＴ（Single Photon Emission Computed Tomography）装置１は、ガントリ１１及びコンソール１２を備える。ガントリ１１は、ピンホールコリメータを備えた半導体型ガンマカメラ２１を複数台、備える。各ガンマカメラ２１は、本発明に係る放射線検出装置に相当する。コントロール１２は、ガントリ１１の駆動を制御するとともに、各ガンマカメラ２１により収集されたデータをＳＰＥＣＴ画像に再構成する機能を有する。
【００１６】
このうち、ガントリ１１は、支持体として回転リング体２２と、この回転リング体２２に装着された６台のガンマカメラ２１と、回転リング体２２を回転自在に支持するベース２３と、このベース２３に装備され且つ回転リング体２２を回転駆動する手段の駆動を制御する駆動装置２４とを備える。これらのガンマカメラ２１、回転リング体２２、ベース２３、及び駆動装置２４はガントリカバー２５に覆われている。
【００１７】
回転リング体２２は、所定厚さの板状部材を、回転中心を有する円環状に形成した円環部材で成る。この回転リング体２２の一方の側面には、その円周に沿って、上述した６台のガンマカメラ２１が一例として、等角度間隔で配設されている。回転リング体２２の中央部、すなわちガントリカバー２５の中央部には、寝台の天板ＴＰを進退可能に挿入する円環状の撮像空間ＩＳが形成される。この撮像空間ＩＳに被検体Ｐとしての天板ＴＰが挿入される。本実施形態では、この被検体Ｐは小型動物（マウスなど）である。
【００１８】
６台のガンマカメラ２１の夫々は、図２に示すように、ガンマ線やＸ線などの放射線を検出する半導体タイプの検出器３１と、この検出器３１の放射線入射面に留め具３２により着脱自在に装着する視野拡大用のピンホール型コリメータ（ピンホールコリメータ）３３とを備える。ピンホールコリメータ３３は、モリブデン製あるいはタングステンあるいは鉛製の素材を用いて略円錐形を成すように形成され、その頂部にガンマ線を通すピンホールが１つ以上、形成されている。このコリメータの内部は、ピンホールに繋がる円錐状の空間を有し、その内部空間が検出器３１の放射線入射面に開口している。この６台のガンマカメラ２１は回転リング体２２によって、被検体Ｐの周りを回りながら、被検体Ｐから照射されてくるガンマ線を検出する。
【００１９】
各ガンマカメラ２１の検出器３１は、図３に示すように、被検体Ｐの体軸方向に相当するスライス方向と、このスライス方向に直交するチャンネル方向とを有し、この２次元面に沿って複数の多数の画素が２次元平面のアレイ状に配置された２次元検出器になっている。
【００２０】
この検出器３１は、かかる２次元面を複数の面に分割するように複数の検出ブロック３１Ｊに分割され、且つ、その検出ブロック３１Ｊ同士を着脱自在に結合可能になっている。
【００２１】
各検出ブロック３１Ｊは、化合物半導体から成り且つ所定サイズ（例えば数センチ×数センチ）の層状の半導体セルＳと、この半導体セルＳの放射線入射面を電圧印加用の荷電電極Ｅ１で覆うとともに、この半導体セルＳの放射線入射面に反対側の面を２次元アレイ状（碁盤目状）に分割した複数の集電電極Ｅ２で覆うモノリシック構造を有する。この集電電極Ｅ２が各画素に対応している。この半導体セルＳの材料としては、テルル化カドミウム半導体（ＣｄＴｅ半導体）、カドミュームジンクテルライド半導体（ＣｄＺｎＴｅ半導体）、シリコン半導体（Ｓｉ半導体）などが用いられる。電極Ｅ１，Ｅ２には、Ｐｔ（白金）が使用される。
【００２２】
荷電電極Ｅ１には例えば数十Ｖ〜数百Ｖ程度の比較的高い電圧が印加される。これにより、半導体セルＳに入射した放射線（Ｘ線やガンマ線）光子に因り、その内部に電子と正孔の対が発生し、このうちの電子が相対的に正電位の集電電極Ｅ２それぞれに集められ、この電子による電荷がパルス状の信号として検知される。つまり、放射線入射面に入射したＸ線は電気量のパルス信号に直接、変換される。
【００２３】
碁盤目状に分割された複数の電極Ｅ２それぞれのサイズにより、Ｘ線に対する収集画素のサイズが決まる。このサイズは、Ｘ線を光子（粒子）として検出することが可能な十分小さい値になっている。これにより、フォトンカウンティング（光子計数）が可能な検出器３１が構成され、その全体では所定数個でかつマトリクス状の収集画素チャンネルが形成されている。
【００２４】
本実施形態において、放射線をその粒子として検出可能なサイズとは、「放射線粒子が同一位置又はその近傍に複数個連続して入射したときの各入射に応答したパルス信号間の重畳現象の発生を実質的に無視可能なサイズ」であると定義される。この重畳現象が発生すると、放射線粒子の「入射数対実際の計測数」の特性に放射線粒子の数え落とし特性が発生する。このため、検出器３１に形成する収集画素のサイズは、この数え落とし特性が発生しない又は実質的に発生しないとみなせる大きさに設定されている。
【００２５】
これにより、検出器３１に入射した放射線は、Ｘ線粒子（すなわちＸ線光子）として一定時間毎に計数され、光子エネルギに応じたアナログ量の検出信号が画素毎に出力される。この各画素の検出信号は、同じ検出器３１の半導体セル（センサ）の裏面にＡＳＩＣ層（特定用途向け集積回路）として作り込まれたデータ収集回路１１３に送られる。
【００２６】
このデータ収集回路１１３は、図４に示すように、検出器３１の各収集画素を成す半導体セルＳに応じて、各チャンネルのデータ収集回路部Ｃが形成されている。この各データ収集回路部Ｃは、半導体セルＳ（センサ）から出力されたアナログ量の電気信号を受けるチャージアンプ４１を有し、このチャージアンプ４１の後段に、波形整形回路４２、多段の比較器１４３、エネルギ領域振分け回路１４４、多段のカウンタ１４５、重み付け回路１４６、及び加算回路１４７を順次備える。つまり、各収集画素に対するデータ収集チャンネルを成す、それらの回路４２、１４３、１４４、１４５、１４６及び１４７が検出器３１と一体に形成されている。
【００２７】
図４に示す各データ収集チャンネルにおいて、チャージアンプ４１は、半導体セルＳの各集電電極Ｅ２に接続され、放射線粒子の入射に応答して集電される電荷をチャージアップして電気量のパルス信号として出力する。このチャージアンプ４１の出力端は、ゲイン及びオフセットが調整可能な波形整形回路４２に接続されており、検知したパルス信号の波形を、予め調整されているゲイン及びオフセットで処理して波形整形する。この波形整形回路４２のゲイン及びオフセットは、半導体セルＳの収集画素毎の電荷チャージアップ特性に対する不均一性を考慮した調整パラメータである。収集画素チャンネル毎の波形整形回路４２のゲイン及びオフセットをキャリブレーション作業にて事前に調整しておくことにより、かかる不均一性を排除した波形整形を行うことができる。この結果、各データ収集チャンネルの波形整形回路４２から出力された、波形整形済みのパルス信号は実質的に入射γ線粒子のエネルギ量を反映した特性を有することになり、収集画素チャンネル間のかかるばらつきは殆ど解消される。
【００２８】
波形整形されたパルス信号は、多段の比較器１４３に送られる。この多段の比較器１４３は、波形整形回路４２の出力端に互いに並列に接続された第１の比較器１４３１、第２の比較器群１４３２、及び第３の比較器１４３３を備える。さらに、第２の比較器群１４３２は、波形整形回路４２の出力端に互いに並列に接続された１段目比較器１４３２１、２段目比較器１４３２２、及び３段目比較器１４３２３を備える。これにより、波形整形回路４２の出力信号は、全ての比較器の非反転入力端に並列に出力される。
【００２９】
この比較器１４３１〜１４３３の反転入力端のうち、第１の比較器１４３１の反転入力端にはエネルギ領域弁別用の基準値ＴＨ１が与えられ、第２の比較器群１４３２のうちの１段目比較器１４３２１、２段目比較器１４３２２、及び３段目比較器１４３２３の反転入力端には基準値ＴＨ２、ＴＨ２１、ＴＨ２２がそれぞれ与えられ、さらに、第３の比較器１４３３の反転入力端には基準値ＴＨ３が与えられている。これらの基準値には、ＴＨ１＜ＴＨ２＜ＴＨ２１＜ＴＨ２２＜ＴＨ３の大小関係が設定されており、このうちの基準値ＴＨ１，ＴＨ２，ＴＨ３により、図５（Ａ）に示す如く、低エネルギ側から順に計測不能領域、エネルギ領域１、エネルギ領域２、及びエネルギ領域３が設定されている。さらに、基準値ＴＨ２１およびＴＨ２２を基準値ＴＨ１、ＴＨ３の間に設定することにより、中間のエネルギ領域２が更にその低エネルギ側から順に３つのサブエネルギ領域２１，２２，２３に分割されるようになっている。この中間のエネルギ領域２は、通常、検出器１１３の各収集画素の位置に入射するガンマ線のエネルギースペクトルのフォトピークＰＫが入るように設定される。
【００３０】
この比較器１４３１〜１４３３で比較された結果はエネルギ領域振分回路１４４にそれぞれ送られる。このため、この振分回路１４４により、検出器３１の各収集画素に入射したガンマ線（粒子と見做す）がどのエネルギ領域１（〜３）（およびサブエネルギ領域２１（〜２３）に分類されるのかについて最終的に確定される。
【００３１】
複数のカウンタ１４５は、低エネルギ側及び高エネルギ側のエネルギ領域１，３および中間のサブエネルギ領域２１，２２，２３のそれぞれ各別に対応した複数のカウンタ１４５（：１４５１，１４５２１，１４５２２，１４５２３，１４５３）から成る。このため、各カウンタ１４５は、エネルギ領域振分回路１４５からの出力される、粒子と見做したガンマ線の担当エネルギ領域に入ったことを示す信号を受け、この信号がオンのときには、カウントアップする。この複数のカウンタ１４５の計数データは重み付け回路１４６に送られる。
【００３２】
この重み付け回路１４６には、図５（Ｂ）に示すように、エネルギ領域１，３および中間のサブエネルギ領域２１，２２，２３のそれぞれに応じて、重み付け係数Ｗが与えられている。この重み付け係数Ｗは、それらの領域毎に割り当てられるＷ１、Ｗ２，Ｗ３，Ｗ４，Ｗ５の５個から成り、本実施形態では、Ｗ５≦Ｗ１＜Ｗ２＜Ｗ３＜Ｗ４の関係に設定されている。低エネルギ側のエネルギ領域１には重み付け係数Ｗ１が割り当てられ、中間のエネルギ領域２の１段目〜３段目のサブエネルギ領域２１，２２，２３には重み付け係数Ｗ２〜Ｗ４がこの順に割り当てられ、そして、高エネルギ側のエネルギ領域３には重み付け係数Ｗ５が割り当てられている。このうち、高エネルギ側のエネルギ領域３に割り当てる重み付け係数Ｗ５は、本実施形態では、Ｗ５＝０にしているが、Ｗ５はおよそ０であってもよい。また、Ｗ１＝０であっても良い。
【００３３】
この結果、重み付け回路１４６では、エネルギ領域毎に、ガンマ線の粒子数の計数データ（計数値）に、与えられた重み付け計数Ｗが乗算されて重み付けされる。この重み付けされた計数データは加算回路１４７に送られ、その加算回路１４７で相互に加算される。これにより、各収集画素のＳＰＥＣＴ画像生成用のデータが得られ、このデータがコンソール１２に送られる。
【００３４】
コンソール１２は、図１に示すように、入出力インターフェース５１、再構成装置５２、記憶装置５３、制御装置５４、表示器５５、及び入力器５６を備え、これらのユニットがバス５７により相互に通信可能に接続されている。このため、再構成装置５２は、コンソール１２に入力したデータに適宜なアルゴリズムの再構成処理を施し、ＳＰＥＣＴ画像を得ることができる。このＳＰＥＣＴ画像のデータは記憶装置５３に格納されるとともに、表示器５５に表示される。入力器５６はオペレータが必要な上述をシステムに与えるために使用される。制御装置５４は、ガントリ１１の駆動を含むシステム全体の制御を担っている。
【００３５】
以上のように、本実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１は、その放射線検出装置としての複数のガンマカメラ２１を備えている。各ガンマカメラ２１は、半導体セルＳ、電極Ｅ１，Ｅ２、及びチャージアンプなどのデータ収集回路１１３が一体化したモノリシック構造になっていることから、各収集画素を０．５ｍｍｘ０．５ｍｍ以下の画素サイズまで微細化できるとともに製造コストを低下させることができる。また回路実装スペースと回路からの発熱量、設計に関わるコストなどのバランスを総合すると約０．３ｍｍｘ０．３ｍｍ〜０．３５ｍｍｘ０．３５ｍｍ程度の画素形成までは十分に可能と判断される。
【００３６】
また、核種がＴＩ−２０１の場合、従来のアンガー型検出器ではＦＷＨＭ（半値全幅）＝４．５ｍｍ程度の分解能であるのに対し、本実施形態に係るガンマカメラ２１は画素が０．５ｍｍｘ０．５ｍｍの場合ＦＷＨＭが約０．５６ｍｍの分解能を達成できる。このため、ピンホール径を拡大して、検出感度を上げることもできる。
【００３７】
また、１ｍｍ角当たりの計数特性として、１００Ｋｃｐｓ以上の値を達成できる。この超高計数特性によって、検出するアイソトープ強度が増加する。
【００３８】
さらに、ピンホールコリメータ３３を含めたガンマカメラ２１を、従来のアンガー型カメラに比べて、大幅に小形化及び軽量化させることができる。例えば、従来のアンガー型検出器とピンホールコリメータとを組み合わせた構造の検出装置の場合、重量２５０〜３００ｋｇもの重量であったものが、ＣｄＴｅ半導体検出器とピンホールコリメータとを組み合わせた、本実施形態に係る構造のガンマカメラの場合、重量は１０ｋｇ以下にまで軽量化できる。この結果、多検出器化を容易に推し進めることができる。
【００３９】
このように分解能を上げるとともに、検出器系の小形化及び軽量化を実現できる。この結果、動物実験レベルで超高分解能及び高感度の動態解析を実現して、創薬支援に多大な貢献が可能になる。
【００４０】
一方、本実施形態のＳＰＥＣＴ装置１にあっては、ガンマ線を光子（粒子）と見做してその光子数を計数する光子計数型（フォトンカウンティング型）の信号処理回路を行っているので、これに拠る作用効果も得られる。ＳＰＥＣＴ装置では、温度や磁場の影響を受けて、その検出特性にドリフトを生じることがあるが、そのようなドリフトの影響を最小限に抑えることができる。具体的には、かかるドリフト現象が発生すると、図５（Ａ）の矢印Ｄで示すように、計数値のピーク（フォトピーク）が横軸方向に移動して、この移動量による計数値曲線の変化を無視できないこともある。これは、ＳＰＥＣＴ画像のアーチファクトの原因ともなり、散乱線を多く含む画像の場合、そのようなドリフト現象の影響を受け易い。これに対して、本実施形態によれば、フォトピークが入るであろう中間のエネルギ領域２（サブエネルギ領域２１（〜２３））はより細かく分割してフォトンカウンティング及び重み付けを行い、かつ、高エネルギ側のエネルギ領域３は急落させた重み付係数＝０で重み付けを行なっている。
【００４１】
これにより、以下のような利点が得られる。核医学では散乱線にも位置情報がある程度含まれている。このため、中間のエネルギ領域２及び低エネルギ側のエネルギ領域１に設定した段階的に細かく変化させた重み付け係数Ｗ１〜Ｗ４で、その情報を取り込むとともに、高エネルギ側のエネルギ領域３に設定した重み付け係数Ｗ５＝０で、ドリフト現象により高エネルギ側に移動した係数値曲線を補正することができ、散乱線を除去したのと似た効果が得られる。また、これにより、ＳＰＥＣＴ画像のドリフトに因るアーチファクトを低減させることができる一方で、統計的なノイズの増大も極力回避でき、より高品質で安定したＳＰＥＣＴ画像を提供することができる。
【００４２】
なお、核医学診断装置の場合、通常、ＲＩからの放射線のエネルギ値を連続的な値として計測することができるので、この値に乗算する重み付け係数を連続的に変えることもできる。この場合には、デジタル値で出力されるエネルギ値そのものが、各ウインドウで比較された結果であると解釈できる。
【００４３】
エネルギ領域の分別は前述したように必ずしも３つのエネルギ領域１〜３に限定する必要な無く、閾値を２つとする３つ以上の、任意数の分別領域を設定してもよい。
【００４４】
（第２の実施形態）
図６〜８を参照して、本発明の第２の実施形態に係る放射線診断装置を説明する。なお、この第２の実施形態及びそれ以降の実施形態の説明において、前述した第１の実施形態の構成要素と同一又は同等の構成要素には同一の符号を付して、その説明を省略又は簡略化する。
【００４５】
この第２の実施形態は、特に、大型の被検体の撮像に好適なＳＰＥＣＴ装置に係り、その縮小投影と呼ばれる撮像に関する。
【００４６】
図６には、この縮小投影の概念を、ＳＰＥＣＴ装置１のガントリ１１について示している。このガントリ１１には、同図に示すように、放射線検出装置としての６台のガンマカメラ２１を備える。このガンマカメラ２１の夫々は、回転リング体２２の径方向に沿って、すなわち、天板ＴＰに置かれた被検体Ｐから遠ざかる方向に移動可能に構成されている。
【００４７】
この移動を可能にするため、図７に示すように、各ガンマカメラ２１は回転リング体２２の側面に例えばリニアガイド６１を介して取り付けられている。このリニアガイド６１は、図示しないが、コンソール１２の制御装置５４から駆動信号を受け取って駆動するようになっている。
【００４８】
このため、被検体Ｐが例えば小型動物から大型動物や人間に変わった場合、操作者は、その大きさに合わせた縮小投影を行なうようにコンソール１２の入力器５６を操作する。これにより、ガンマカメラ２１はそれぞれ、ガントリ１１の径方向の外側、つまり、被検体Ｐから離れる方向に適宜な距離だけ移動して、縮小投影に基づく撮像が行なわれる。
【００４９】
例えば図８に示すように、小型動物の場合には、被検体Ｐまでの距離がＡであってものが、大型動物の場合には、その全体が、各ガンマカメラ２１のピンホールコリメータ３３の視野内に収まるように距離Ｂ（＞Ａ）に変更される。このように、ガンマカメラ２１を被検体Ｐから更に離間させることで、ガンマカメラ２１の視野を拡大し、この視野拡大分だけ縮小したＳＰＥＣＴ画像を得ることができる。この縮小投影によって解像度は低下するものの、半導体検出器３１とピンホールコリメータ３３との組み合わせであるので、従来のＳＰＥＣＴ像よりも優れた解像度を確保することできる。
【００５０】
好適な一例として、ピンホールコリメータ３３で被検体Ｐ（人体）を少なくとも１／６以上に圧縮（縮小）投影し、少なくとも人体の所望臓器のＳＰＥＣＴ再構成分解能がＦＷＨＭ（半値全幅）＝７ｍｍ以下の値を確保することである。
【００５１】
その他の作用効果は、第１の実施形態で説明したものと同等のものが得られる。
【００５２】
なお、本実施形態において、マルチ検出器システムを成す放射線検出装置としての複数のガンマカメラ２１の数は、図６に示した６台に限定されることなく、従来のアンガー型検出装置がせいぜい３台であったことを考慮して、４台以上の適宜な数まで増加させることができる。
【００５３】
（第３の実施形態）
図９、１０を参照して、本発明に係る放射線診断装置の第３の実施形態を説明する。
【００５４】
この第３の実施形態に係る放射線診断装置は、ＳＰＥＣＴ装置とＸ線ＣＴ装置に対する両検出装置の機能を１台のガントリで済ますことができる複合型の放射線検出装置を備える。このため、この放射線診断装置（兼用機）もＳＰＥＣＴ装置及びＸ線ＣＴ装置として選択的に機能することができる。
【００５５】
この複合型放射線検出装置の概要を図９に示す。同図に示すように、この放射線検出装置７１にあっては、回転リング体２２に前述したガンマカメラ２１が例えば６台隣接して配置される。各ガンマカメラ２１のピンホールコリメータ３３の視野は、天板ＴＰに置かれた被検体Ｐ（例えば大型動物）の全体をカバーするように配置あれる。一方、回転リング体２２における、それら６台のガンマカメラ２１に対向する位置には、Ｘ線管７２が配置されている。このため、Ｘ線管７２は、図示しない高電圧電源装置から供給されるパルス高電圧を受けて、Ｘ線を被検体Ｐに向けて照射可能になっている。さらに、Ｘ線管７２にはＸ線遮蔽体７３を着脱自在に装着できるようになっている。
【００５６】
なお、このように６台のガンマカメラ２１を隙間無く相互に隣接させて配置するので、６台のピンホールコリメータ３３を最初から一体構造で製造するようにしてもよい。
【００５７】
以上によって、本実施形態にあっては、放射線検出装置をＳＰＥＣＴ装置用の検出装置として機能させる場合、図９に示すように、各ガンマカメラ２１にピンホールコリメータ３３を装着し、かつ、Ｘ線管７２にＸ線遮蔽体７３を装着した状態にする。この状態で、回転リング体２２を被検体Ｐの回りに回転させながら、各ビューにおける、被検体Ｐから放射されるガンマ線をガンマカメラ２１に検出させる。これにより、６台のガンマカメラ２１の収集データに基づいてＳＰＥＣＴ像が再構成される。
【００５８】
これに対し、この放射線検出装置をＸ線ＣＴ装置として機能させる場合、図１０に示すように、各ガンマカメラ２１からピンホールコリメータ３３を外し、かつ、Ｘ線管７２からＸ線遮蔽体７３を外した状態にする。これにより、６台のガンマカメラ２１は、その全体を、スライス方向及びチャンネル方向に沿って画素配列した２次元Ｘ線検出器として機能させることができる。したがって、回転リング体２２を回転させながら（矢印Ａ参照）、各ビューにて、Ｘ線管７２から照射され且つ被検体Ｐから透過してきたＸ線のデータを収集することができる。
【００５９】
このデータ収集時の回転は多回転とし、かつ、その回転毎に、Ｘ線管７２に対する６台のカメラ２１の相対的な位置を回転リング体２２の円周方向（矢印Ｂ参照）で微小距離ずつスライドさせながらビューデータを収集する。これにより、複数のカメラ２１を相互に隣接配置したことに伴うカメラ間の隙間に存在するデータをも収集でき、Ｘ線ＣＴ像を完全再構成することができる。この周方向のスライドは、一例として、前述した図７に示す回転リング体２２とリニアガイド６１との間に別のリニアガイドをそのリニアガイド６１に直交させて配置して、コンソールからの制御手段に応答して駆動させればよい。
【００６０】
このため、コンソール１２の再構成装置５２は適宜な再構成アルゴリズムを用いて、かかるビームデータからＸ線ＣＴ像を再構成することができる。
【００６１】
このＸ線ＣＴ装置として機能させる場合には、図１０に示すように、更に、Ｘ線管７２の前面にスリットコリメータ７４を配置することが望ましい。このスリットコリメータ７４に形成するスリットは、各カメラ２１（Ｘ線検出器）のＸ線入射面にのみＸ線が照射されるように位置決めされ、Ｘ線管７２と一体に装着される。これにより、カメラ２１のＸ線入射面が存在しない場所へのＸ線照射や遮断されるので、被検体ＰへのＸ線被曝量を低減させることができる。
【００６２】
このように本実施形態に係る放射線検出装置は、ＳＰＥＣＴ装置とＸ線ＣＴ装置とに共用することができるので、その利用価値は高まる。つまり、放射線診断装置をＳＰＥＣＴ装置として用いて被検体Ｐの機能画像を得ることができるとともに、そのＳＰＥＣＴ撮影からＸ線ＣＴ撮影にそのまま移行して、形態画像を得ることができる。被検体Ｐを動かすこと無く、各ピンホールコリメータ３３を検出器３１から取り外し、またＸ線遮蔽体７３を取り外して、制御パラメータをＸ線ＣＴ用に変更して行なうことができる。Ｘ線ＣＴ像（形態画像）を先に収集する場合、ピンホールコリメータ３３及びＸ線遮蔽体７３の着脱は上述とは逆になる。
【００６３】
このため、被検体Ｐの機能画像と形態画像を同じジオメトリのまま一気に撮影することができ、撮影に要する操作者の労力低減と撮影効率の向上とを図ることができる。
【００６４】
なお、隣接配置する複数のガンマカメラ２１（Ｘ線検出器）は必ずしも６台に限定されるものではなく、２台以上の適宜な数であればよい。
【００６５】
（変形例）
図１１に、上述した第３の実施形態の変形例を示す。この変形例は、前述したガンマカメラ２１を１台又は少数台をピンホールコリメータを外して用い、小動物などの被検体ＰのＸ線ＣＴ像（形態画像）を得るときのジオメトリを示している。このときの、ガンマカメラ（X線検出器）２１は、第３の実施形態で説明した６台のガンマカメラ２１のうちの一部であってもよいし、この１台又は少数台のガンマカメラ２１のみを設置したカメラ構成であってもよい。このガンマカメラ２１をＳＰＥＣＴ装置及びＸ線ＣＴ装置として用いるときのピンホールコリメータ及びＸ線遮幣体の用い方は、第３実施形態のものと同様である。
【００６６】
以上、上述した各種の実施形態の利点をまとめると以下のようになる。
【００６７】
まず、アンガー型検出器をＣｄＴｅ製の微細画素を持つ半導体検出器に置き換えた、画素が精細であるが故に、同一な幾何学的な設計を行なったピンホールコリメータで、検出器のサイズがアンガー検出器より１／８〜１／１０のサイズ（重量からの観点では１／３０以下）で実現できるシステムを構築できる。このことにより、検出器系の大幅な小型化と、それに伴い従来実装が難しかった４個以上の複数個の検出器を被検体の周りに設置することが可能となる。したがって、感度の大幅な向上をもたらすことができる。
【００６８】
また、半導体検出器がＸ線源のフラックス強度も十分に計数可能に設計されていることに拠って、Ｘ線管電流を１ｍＡ前後と通常のＸ線ＣＴの１／１００前後のフラックス強度にしか耐えられないまでも、３０秒前後の収集時間で十分に正確なＣＴ画像が得られるような計数特性を有することができる。これにより、小動物に必要な分解能（ＣＴ分解能が１５０〜２５０μｍ）のＣＴ画像も撮影できるのが大きな特徴である。この結果、形状の小形化、高分解能化、及び、精細なＣＴ画像を提供できる。このため、必要な動物実験が真に実施し易いシステムとなる。
【００６９】
また、現状の人間用Ｘ線ＣＴの検出器のピクセルサイズは最高でも１．０ｍｍ前後であるのに対して、上述した実施形態では０．３５ｍｍ程度にまで微細化できる。このため、最高水準のＣＴ分解能を得られ、かつ、計測をフォトンカウンティングの手法で行なうため、従来の積分型の検出器と比較して、Ｘ線被爆線量を低減できるほか、画像のコントラスト分解能も向上する。
【００７０】
さらに、この人間用のＸ線ＣＴ装置の構成で小動物のＣＴ撮影を行なえば、本来の画素に、微細化による効果と、Ｘ線管を動物側に近づけることに拠る拡大効果も得られる。この結果、前述した１５０μｍの分解能が１０〜５０μｍ程度まで向上させることができ、圧倒的な高分解能を実現できる。この高分解能な性能が得られる理由として、下記事項が挙げられる。
【００７１】
（１）特性が安定している、Ｐｔ−Ｐｔ電極に拠るオーム接触（Ohmic Contact）構造のＣｄＴｅ検出器を採用している。エネルギの吸収係数が高く、安定な結晶が提供可能である。
【００７２】
（２）Ｍｏｎｏｌｉｔｈｉｃ構造であり製造の容易性がある。
【００７３】
（３）各画素が０．５ｍｍ角以下のサイズで構成され、かつ、各プリアンプが各ＣｄＴｅ結晶の真下で且つ各画素をはみ出さないように構成される。
【００７４】
（４）上記構造の検出器がモジュール構造に構成され、任意の大きさの検出器を構成することが可能となる。
【００７５】
（５）各画素の計数特性が２５ｋｃｐｓ以上に設計され、かつ核医学に必要なエネルギ分解能（例えばＴｌ−２０１で１５％以下）を実現している。この計数特性は１００ｋｃｐｓ／ｍｍ２で、十分とは言えないが、Ｘ線ＣＴを撮影するに十分な性能である。
【００７６】
（６）半導体のエネルギ描出能力はピクセルの大きさとエネルギを止める方向の厚みの関係で決まる。これが最適化されていないとチャージシェアリングというイオン化された信号が隣接ピクセルに漏れる現象が発生する。しかしながら、前述した検出器は画素サイズが０．３５〜０．５で厚みが０．５〜２．０ｍｍ程度であり、チャージシェアリングが発生しないように設計されているため、核医学で良く使うＴｌ−２０１で９０％を超える感度、Ｔｃ−９９ｍで５０％前後の感度を実現できる。
【００７７】
なお、本発明は、小動物の実験のみならず、人間の頭部の超高分解能ＳＰＥＣＴや全身ＳＰＥＣＴ，マンモＳＰＥＣＴなどにも応用することは可能である。例えば、０．３５μm程度の画素を構成し、視野サイズが４４ｍｍ程度とすれば、１５倍程度にピンホールコリメータを使って拡大できる。このため、ピンホールの穴の大きさによる位置分解能の劣化を加味したとしても、ＦＷＨＭで７ｍｍ以下のＳＰＥＣＴ分解能を得ることは可能ある。しかも、そのときの視野は最大で６６ｃｍと十分に人体全体が検出器視野の中にはいるような設定となり、いわゆるトランケーションエラーのない再構成が可能となる。頭部に至っては直径で２２ｃｍ程度なので、７倍程度の拡大率で、頭部全体にトランケーションエラーの無いデータ収集ができる。このため、ＦＷＨＭで３．０ｍｍ以下の再構成分解能が得られ、現状の最高のＳＰＥＣＴ分解能よりも高い性能が実現できる。このように目的臓器に応じて視野と分解能のバランスを得てしかも、もっと大臓器の分解能でも最高の分解能と感度を得られるのは、卓越した性能と自由度があるといえる。
【００７８】
その他、検出器が小さくても大視野までカバーできる。半導体検出器を単純に大視野化すると、製品としては採用しにくいコストになり、実用化の観点で非現実的なあった。しかし、小形の検出器は比較的製造性が高く、多検出器化することで、量産効果も生まれ易い。このため、一気に製品化可能なレベルに検出器のコストが至ると考えられる。
【００７９】
このように、本検出器を採用したピンホールＳＰＥＣＴ装置とＸ線ＣＴ装置の兼用機として、小動物のマイクロＣＴから人間用ＣＴまで対応可能で、かつＣＴスキャナを併せ持ち、形態情報との照合まで可能な柔軟性の高いシステムを提供できる。
【００８０】
なお、本発明は上述した実施形態及び変形例で示す構成に限定されるものではなく、特許請求の範囲に記載の本発明の要旨を逸脱しない範囲で、さらに適宜に変形して実施可能であり、それらの変形も本発明の概念に含まれるものである。
【図面の簡単な説明】
【００８１】
【図１】本発明の第１の実施形態に係る放射線診断装置としてのＳＰＥＣＴ装置の概略構成を示す図。
【図２】ガンマカメラの装着を説明する図。
【図３】ガンマカメラにおけるピンホールコリメータと検出器の概要を示す斜視図。
【図４】ＳＰＥＣＴ装置のガンマ線検出器及びデータ収集回路を中心とした電気的な概略構成を示すブロック図。
【図５】ＳＰＥＣＴ装置で設定するエネルギ領域及び重み付け係数と、ガンマ線のフォトンカウンティングされた計数値曲線の重み付け処理を説明する図。
【図６】本発明の放射線診断装置の第２の実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置の放射線検出装置のジオメトリを説明する図。
【図７】第２の実施形態に係る縮小投影のための機構を説明する図。
【図８】縮小投影の原理を説明する図。
【図９】本発明の放射線診断装置の第３の実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置とＸ線ＣＴ装置との兼用機の搭載する放射線検出装置のジオメトリを説明する図（兼用機をＳＰＥＣＴ装置としての使用を説明する図）。
【図１０】第３の実施形態において兼用機をＸ線ＣＴ装置としての使用を説明する図。
【図１１】第３の実施形態の変形例に係る、サイズが小さい被検体に対する兼用機のＸ線ＣＴ装置としての使用を説明する図。
【符号の説明】
【００８２】
１ ＳＰＥＣＴ装置（放射線診断装置）
１１ ガントリ
１２ コンソール
２１ ガンマカメラ
２２ 回転リング体
２３ ベース
２４ 駆動装置
３１ 検出器
３２ 留め具
３３ ピンホールコリメータ
６１ リニアガイド
７１ 複合型放射線検出装置
７１ Ｘ線管
７３ Ｘ線遮蔽体
Ｐ 被検体
Ｓ 半導体セル
Ｅ１、Ｅ２ 電極
ＡＳ ＡＳＩＣ層
Ｃ データ収集回路部
【技術分野】
【０００１】
本発明は、被検体から収集されるＸ線などの放射線のデータを用いて被検体の画像を生成する放射線診断装置、及び、この放射線診断装置に搭載する放射線検出装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
近年の医療現場では、各種の診断装置の果たす役割は益々重要になっている。そのような診断装置の中で、心筋や脳機能の変化を収集できる核医学診断装置が脚光を浴びている。この核医学診断装置の代表的なものに、ＳＰＥＣＴ（Single Photon Emission Computed Tomography）装置がある。
このＳＰＥＣＴ装置では、従来、例えば特許文献１に見られるようにアンガー型のガンマカメラを搭載し、このガンマカメラにより被検体内に投与した核種から放射されるガンマ線を検出する構造のものが知られている。とくに、このアンガー型のガンマカメラについては、このカメラにピンホールコリメータを実装してデータ収集を行い、その収集データに複数軌道撮像法を適用して完全再構成を実現し、超高分解能（１００μm程度）のＳＰＥＣＴ画像を得られた事例の報告がある。この報告は、被検体を小動物に限定して実現したものである。
【０００３】
【特許文献１】特開２００１−５９８７２号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
しかしながら、アンガー型ガンマカメラ（検出器）に複数軌道撮像法を適用した手法の場合、上述した超高分解能を実現するための撮像条件や装置に対する制約が厳しく、実用性に乏しいという問題に直面している。
【０００５】
例えば、アンガー型ガンマカメラの固有分解能は通常、４．０ｍｍ以上と低いため、核種がＴｌ−２０１線源の場合、ピンホールコリメータで拡大倍率を上げないと、上述した所望の分解能は得らない。このため、ピンホールコリメータの大形化が余儀なくされる。これにより、カメラ（検出器）全体も大形化する。このため、検出感度を上げるために、カメラを複数個、配置したいような場合でも、１個のカメラが大形あるため、配置できても、せいぜい３個までであり、それ以上の実装は難しい。
【０００６】
また小動物を撮影する割には、全体のシステムは大掛かりとなり、実用上の大きな障害になっている。
【０００７】
一方、小形化の観点から、ポジションセンシティブな光電子増倍管とシンチレータを組み合わせる構造のものも知られている。しかしながら、この構造の場合、位置分解能は改善するものの、小形化の割合に、分解能はそれほど良くない。このため、所望の再構成分解能を得ようとすると、実現不可能な検出器サイズが求められこともある。さらに、エネルギ分解能や画像の直線性が優れないことや、計数率特性がそれほど上げられないこと等に起因して、画質が思ったように向上しないという問題点があった。
また核医学の機能画像にＸ線による形態情報を重ね合わせたい場合、被検体である小動物を、Ｘ線ＣＴシステムやＸ線撮影装置に移し替えないと撮影は出来ず、重ね合わせを保証するような十分に安定した画像は得にくいと言ったのが現状で、実質的にはこのような要求に答えられないのが現状である。
【０００８】
本発明は、上述したＳＰＥＣＴ装置に代表される、従来の放射線診断装置の放射線検出装置が直面している問題に鑑みてなされたもので、より多くの検出器（カメラ）を同時に実装して検出感度を上げることができ、高い分解能の画像を得ることができ、かつ、小形化が可能である放射線検出装置、及び、この放射線検出装置を搭載した放射線診断装置を提供することを、その目的とする。
【課題を解決するための手段】
【０００９】
上述した目的を達成するため、本発明に係る放射線検出装置は、放射線を電気信号に変換する半導体の層で形成された画素を２次元状に配列した画素部、及び、当該各画素により検出された電気信号を処理し且つ各画素からはみ出さない状態で当該画素部と一体に形成された信号処理回路を有する検出ブロックを複数個、平面状に且つ相互に隣接して並べて配置した放射線検出器と、この放射線検出器の放射線入射側に当該検出器に装着したピンホール型コリメータと、を備えている。
【００１０】
また、上述した目的を達成するため、本発明に係る放射線診断装置は、上述した放射線検出装置と、前記放射線検出器及び前記コリメータの組を複数個、配設した支持体と、この支持体を所定方向に回転させる回転手段と、前記複数の放射線検出器から出力された信号に基づいて被検体の画像を生成する手段と、を備えている。
【発明の効果】
【００１１】
本発明によれば、より多くの検出器（カメラ）を同時に実装して検出感度を上げることができ、高い分解能の画像を得ることができ、かつ、小形化が可能である放射線検出装置、及び、この放射線検出装置を搭載した放射線診断装置を提供することができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１２】
以下、添付図面を参照して、本発明を実施するための最良の形態（実施形態）を説明する。
【００１３】
（第１の実施形態）
図１〜５を参照して、本発明に係る放射線診断装置としてのＳＰＥＣＴ装置の第１の実施形態を説明する。
【００１４】
このＳＰＥＣＴ装置は、ラジオアイソトープ（ＲＩ）又はその標識化合物が生体内の特定の組織や臓器に選択的に取り込まれる性質を利用して、そのＲＩから放射されるガンマ線を体外から測定し、ＲＩの線量分布を画像化する核医学診断装置である。
【００１５】
図１に示すように、この第１の実施形態に係るＳＰＥＣＴ（Single Photon Emission Computed Tomography）装置１は、ガントリ１１及びコンソール１２を備える。ガントリ１１は、ピンホールコリメータを備えた半導体型ガンマカメラ２１を複数台、備える。各ガンマカメラ２１は、本発明に係る放射線検出装置に相当する。コントロール１２は、ガントリ１１の駆動を制御するとともに、各ガンマカメラ２１により収集されたデータをＳＰＥＣＴ画像に再構成する機能を有する。
【００１６】
このうち、ガントリ１１は、支持体として回転リング体２２と、この回転リング体２２に装着された６台のガンマカメラ２１と、回転リング体２２を回転自在に支持するベース２３と、このベース２３に装備され且つ回転リング体２２を回転駆動する手段の駆動を制御する駆動装置２４とを備える。これらのガンマカメラ２１、回転リング体２２、ベース２３、及び駆動装置２４はガントリカバー２５に覆われている。
【００１７】
回転リング体２２は、所定厚さの板状部材を、回転中心を有する円環状に形成した円環部材で成る。この回転リング体２２の一方の側面には、その円周に沿って、上述した６台のガンマカメラ２１が一例として、等角度間隔で配設されている。回転リング体２２の中央部、すなわちガントリカバー２５の中央部には、寝台の天板ＴＰを進退可能に挿入する円環状の撮像空間ＩＳが形成される。この撮像空間ＩＳに被検体Ｐとしての天板ＴＰが挿入される。本実施形態では、この被検体Ｐは小型動物（マウスなど）である。
【００１８】
６台のガンマカメラ２１の夫々は、図２に示すように、ガンマ線やＸ線などの放射線を検出する半導体タイプの検出器３１と、この検出器３１の放射線入射面に留め具３２により着脱自在に装着する視野拡大用のピンホール型コリメータ（ピンホールコリメータ）３３とを備える。ピンホールコリメータ３３は、モリブデン製あるいはタングステンあるいは鉛製の素材を用いて略円錐形を成すように形成され、その頂部にガンマ線を通すピンホールが１つ以上、形成されている。このコリメータの内部は、ピンホールに繋がる円錐状の空間を有し、その内部空間が検出器３１の放射線入射面に開口している。この６台のガンマカメラ２１は回転リング体２２によって、被検体Ｐの周りを回りながら、被検体Ｐから照射されてくるガンマ線を検出する。
【００１９】
各ガンマカメラ２１の検出器３１は、図３に示すように、被検体Ｐの体軸方向に相当するスライス方向と、このスライス方向に直交するチャンネル方向とを有し、この２次元面に沿って複数の多数の画素が２次元平面のアレイ状に配置された２次元検出器になっている。
【００２０】
この検出器３１は、かかる２次元面を複数の面に分割するように複数の検出ブロック３１Ｊに分割され、且つ、その検出ブロック３１Ｊ同士を着脱自在に結合可能になっている。
【００２１】
各検出ブロック３１Ｊは、化合物半導体から成り且つ所定サイズ（例えば数センチ×数センチ）の層状の半導体セルＳと、この半導体セルＳの放射線入射面を電圧印加用の荷電電極Ｅ１で覆うとともに、この半導体セルＳの放射線入射面に反対側の面を２次元アレイ状（碁盤目状）に分割した複数の集電電極Ｅ２で覆うモノリシック構造を有する。この集電電極Ｅ２が各画素に対応している。この半導体セルＳの材料としては、テルル化カドミウム半導体（ＣｄＴｅ半導体）、カドミュームジンクテルライド半導体（ＣｄＺｎＴｅ半導体）、シリコン半導体（Ｓｉ半導体）などが用いられる。電極Ｅ１，Ｅ２には、Ｐｔ（白金）が使用される。
【００２２】
荷電電極Ｅ１には例えば数十Ｖ〜数百Ｖ程度の比較的高い電圧が印加される。これにより、半導体セルＳに入射した放射線（Ｘ線やガンマ線）光子に因り、その内部に電子と正孔の対が発生し、このうちの電子が相対的に正電位の集電電極Ｅ２それぞれに集められ、この電子による電荷がパルス状の信号として検知される。つまり、放射線入射面に入射したＸ線は電気量のパルス信号に直接、変換される。
【００２３】
碁盤目状に分割された複数の電極Ｅ２それぞれのサイズにより、Ｘ線に対する収集画素のサイズが決まる。このサイズは、Ｘ線を光子（粒子）として検出することが可能な十分小さい値になっている。これにより、フォトンカウンティング（光子計数）が可能な検出器３１が構成され、その全体では所定数個でかつマトリクス状の収集画素チャンネルが形成されている。
【００２４】
本実施形態において、放射線をその粒子として検出可能なサイズとは、「放射線粒子が同一位置又はその近傍に複数個連続して入射したときの各入射に応答したパルス信号間の重畳現象の発生を実質的に無視可能なサイズ」であると定義される。この重畳現象が発生すると、放射線粒子の「入射数対実際の計測数」の特性に放射線粒子の数え落とし特性が発生する。このため、検出器３１に形成する収集画素のサイズは、この数え落とし特性が発生しない又は実質的に発生しないとみなせる大きさに設定されている。
【００２５】
これにより、検出器３１に入射した放射線は、Ｘ線粒子（すなわちＸ線光子）として一定時間毎に計数され、光子エネルギに応じたアナログ量の検出信号が画素毎に出力される。この各画素の検出信号は、同じ検出器３１の半導体セル（センサ）の裏面にＡＳＩＣ層（特定用途向け集積回路）として作り込まれたデータ収集回路１１３に送られる。
【００２６】
このデータ収集回路１１３は、図４に示すように、検出器３１の各収集画素を成す半導体セルＳに応じて、各チャンネルのデータ収集回路部Ｃが形成されている。この各データ収集回路部Ｃは、半導体セルＳ（センサ）から出力されたアナログ量の電気信号を受けるチャージアンプ４１を有し、このチャージアンプ４１の後段に、波形整形回路４２、多段の比較器１４３、エネルギ領域振分け回路１４４、多段のカウンタ１４５、重み付け回路１４６、及び加算回路１４７を順次備える。つまり、各収集画素に対するデータ収集チャンネルを成す、それらの回路４２、１４３、１４４、１４５、１４６及び１４７が検出器３１と一体に形成されている。
【００２７】
図４に示す各データ収集チャンネルにおいて、チャージアンプ４１は、半導体セルＳの各集電電極Ｅ２に接続され、放射線粒子の入射に応答して集電される電荷をチャージアップして電気量のパルス信号として出力する。このチャージアンプ４１の出力端は、ゲイン及びオフセットが調整可能な波形整形回路４２に接続されており、検知したパルス信号の波形を、予め調整されているゲイン及びオフセットで処理して波形整形する。この波形整形回路４２のゲイン及びオフセットは、半導体セルＳの収集画素毎の電荷チャージアップ特性に対する不均一性を考慮した調整パラメータである。収集画素チャンネル毎の波形整形回路４２のゲイン及びオフセットをキャリブレーション作業にて事前に調整しておくことにより、かかる不均一性を排除した波形整形を行うことができる。この結果、各データ収集チャンネルの波形整形回路４２から出力された、波形整形済みのパルス信号は実質的に入射γ線粒子のエネルギ量を反映した特性を有することになり、収集画素チャンネル間のかかるばらつきは殆ど解消される。
【００２８】
波形整形されたパルス信号は、多段の比較器１４３に送られる。この多段の比較器１４３は、波形整形回路４２の出力端に互いに並列に接続された第１の比較器１４３１、第２の比較器群１４３２、及び第３の比較器１４３３を備える。さらに、第２の比較器群１４３２は、波形整形回路４２の出力端に互いに並列に接続された１段目比較器１４３２１、２段目比較器１４３２２、及び３段目比較器１４３２３を備える。これにより、波形整形回路４２の出力信号は、全ての比較器の非反転入力端に並列に出力される。
【００２９】
この比較器１４３１〜１４３３の反転入力端のうち、第１の比較器１４３１の反転入力端にはエネルギ領域弁別用の基準値ＴＨ１が与えられ、第２の比較器群１４３２のうちの１段目比較器１４３２１、２段目比較器１４３２２、及び３段目比較器１４３２３の反転入力端には基準値ＴＨ２、ＴＨ２１、ＴＨ２２がそれぞれ与えられ、さらに、第３の比較器１４３３の反転入力端には基準値ＴＨ３が与えられている。これらの基準値には、ＴＨ１＜ＴＨ２＜ＴＨ２１＜ＴＨ２２＜ＴＨ３の大小関係が設定されており、このうちの基準値ＴＨ１，ＴＨ２，ＴＨ３により、図５（Ａ）に示す如く、低エネルギ側から順に計測不能領域、エネルギ領域１、エネルギ領域２、及びエネルギ領域３が設定されている。さらに、基準値ＴＨ２１およびＴＨ２２を基準値ＴＨ１、ＴＨ３の間に設定することにより、中間のエネルギ領域２が更にその低エネルギ側から順に３つのサブエネルギ領域２１，２２，２３に分割されるようになっている。この中間のエネルギ領域２は、通常、検出器１１３の各収集画素の位置に入射するガンマ線のエネルギースペクトルのフォトピークＰＫが入るように設定される。
【００３０】
この比較器１４３１〜１４３３で比較された結果はエネルギ領域振分回路１４４にそれぞれ送られる。このため、この振分回路１４４により、検出器３１の各収集画素に入射したガンマ線（粒子と見做す）がどのエネルギ領域１（〜３）（およびサブエネルギ領域２１（〜２３）に分類されるのかについて最終的に確定される。
【００３１】
複数のカウンタ１４５は、低エネルギ側及び高エネルギ側のエネルギ領域１，３および中間のサブエネルギ領域２１，２２，２３のそれぞれ各別に対応した複数のカウンタ１４５（：１４５１，１４５２１，１４５２２，１４５２３，１４５３）から成る。このため、各カウンタ１４５は、エネルギ領域振分回路１４５からの出力される、粒子と見做したガンマ線の担当エネルギ領域に入ったことを示す信号を受け、この信号がオンのときには、カウントアップする。この複数のカウンタ１４５の計数データは重み付け回路１４６に送られる。
【００３２】
この重み付け回路１４６には、図５（Ｂ）に示すように、エネルギ領域１，３および中間のサブエネルギ領域２１，２２，２３のそれぞれに応じて、重み付け係数Ｗが与えられている。この重み付け係数Ｗは、それらの領域毎に割り当てられるＷ１、Ｗ２，Ｗ３，Ｗ４，Ｗ５の５個から成り、本実施形態では、Ｗ５≦Ｗ１＜Ｗ２＜Ｗ３＜Ｗ４の関係に設定されている。低エネルギ側のエネルギ領域１には重み付け係数Ｗ１が割り当てられ、中間のエネルギ領域２の１段目〜３段目のサブエネルギ領域２１，２２，２３には重み付け係数Ｗ２〜Ｗ４がこの順に割り当てられ、そして、高エネルギ側のエネルギ領域３には重み付け係数Ｗ５が割り当てられている。このうち、高エネルギ側のエネルギ領域３に割り当てる重み付け係数Ｗ５は、本実施形態では、Ｗ５＝０にしているが、Ｗ５はおよそ０であってもよい。また、Ｗ１＝０であっても良い。
【００３３】
この結果、重み付け回路１４６では、エネルギ領域毎に、ガンマ線の粒子数の計数データ（計数値）に、与えられた重み付け計数Ｗが乗算されて重み付けされる。この重み付けされた計数データは加算回路１４７に送られ、その加算回路１４７で相互に加算される。これにより、各収集画素のＳＰＥＣＴ画像生成用のデータが得られ、このデータがコンソール１２に送られる。
【００３４】
コンソール１２は、図１に示すように、入出力インターフェース５１、再構成装置５２、記憶装置５３、制御装置５４、表示器５５、及び入力器５６を備え、これらのユニットがバス５７により相互に通信可能に接続されている。このため、再構成装置５２は、コンソール１２に入力したデータに適宜なアルゴリズムの再構成処理を施し、ＳＰＥＣＴ画像を得ることができる。このＳＰＥＣＴ画像のデータは記憶装置５３に格納されるとともに、表示器５５に表示される。入力器５６はオペレータが必要な上述をシステムに与えるために使用される。制御装置５４は、ガントリ１１の駆動を含むシステム全体の制御を担っている。
【００３５】
以上のように、本実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置１は、その放射線検出装置としての複数のガンマカメラ２１を備えている。各ガンマカメラ２１は、半導体セルＳ、電極Ｅ１，Ｅ２、及びチャージアンプなどのデータ収集回路１１３が一体化したモノリシック構造になっていることから、各収集画素を０．５ｍｍｘ０．５ｍｍ以下の画素サイズまで微細化できるとともに製造コストを低下させることができる。また回路実装スペースと回路からの発熱量、設計に関わるコストなどのバランスを総合すると約０．３ｍｍｘ０．３ｍｍ〜０．３５ｍｍｘ０．３５ｍｍ程度の画素形成までは十分に可能と判断される。
【００３６】
また、核種がＴＩ−２０１の場合、従来のアンガー型検出器ではＦＷＨＭ（半値全幅）＝４．５ｍｍ程度の分解能であるのに対し、本実施形態に係るガンマカメラ２１は画素が０．５ｍｍｘ０．５ｍｍの場合ＦＷＨＭが約０．５６ｍｍの分解能を達成できる。このため、ピンホール径を拡大して、検出感度を上げることもできる。
【００３７】
また、１ｍｍ角当たりの計数特性として、１００Ｋｃｐｓ以上の値を達成できる。この超高計数特性によって、検出するアイソトープ強度が増加する。
【００３８】
さらに、ピンホールコリメータ３３を含めたガンマカメラ２１を、従来のアンガー型カメラに比べて、大幅に小形化及び軽量化させることができる。例えば、従来のアンガー型検出器とピンホールコリメータとを組み合わせた構造の検出装置の場合、重量２５０〜３００ｋｇもの重量であったものが、ＣｄＴｅ半導体検出器とピンホールコリメータとを組み合わせた、本実施形態に係る構造のガンマカメラの場合、重量は１０ｋｇ以下にまで軽量化できる。この結果、多検出器化を容易に推し進めることができる。
【００３９】
このように分解能を上げるとともに、検出器系の小形化及び軽量化を実現できる。この結果、動物実験レベルで超高分解能及び高感度の動態解析を実現して、創薬支援に多大な貢献が可能になる。
【００４０】
一方、本実施形態のＳＰＥＣＴ装置１にあっては、ガンマ線を光子（粒子）と見做してその光子数を計数する光子計数型（フォトンカウンティング型）の信号処理回路を行っているので、これに拠る作用効果も得られる。ＳＰＥＣＴ装置では、温度や磁場の影響を受けて、その検出特性にドリフトを生じることがあるが、そのようなドリフトの影響を最小限に抑えることができる。具体的には、かかるドリフト現象が発生すると、図５（Ａ）の矢印Ｄで示すように、計数値のピーク（フォトピーク）が横軸方向に移動して、この移動量による計数値曲線の変化を無視できないこともある。これは、ＳＰＥＣＴ画像のアーチファクトの原因ともなり、散乱線を多く含む画像の場合、そのようなドリフト現象の影響を受け易い。これに対して、本実施形態によれば、フォトピークが入るであろう中間のエネルギ領域２（サブエネルギ領域２１（〜２３））はより細かく分割してフォトンカウンティング及び重み付けを行い、かつ、高エネルギ側のエネルギ領域３は急落させた重み付係数＝０で重み付けを行なっている。
【００４１】
これにより、以下のような利点が得られる。核医学では散乱線にも位置情報がある程度含まれている。このため、中間のエネルギ領域２及び低エネルギ側のエネルギ領域１に設定した段階的に細かく変化させた重み付け係数Ｗ１〜Ｗ４で、その情報を取り込むとともに、高エネルギ側のエネルギ領域３に設定した重み付け係数Ｗ５＝０で、ドリフト現象により高エネルギ側に移動した係数値曲線を補正することができ、散乱線を除去したのと似た効果が得られる。また、これにより、ＳＰＥＣＴ画像のドリフトに因るアーチファクトを低減させることができる一方で、統計的なノイズの増大も極力回避でき、より高品質で安定したＳＰＥＣＴ画像を提供することができる。
【００４２】
なお、核医学診断装置の場合、通常、ＲＩからの放射線のエネルギ値を連続的な値として計測することができるので、この値に乗算する重み付け係数を連続的に変えることもできる。この場合には、デジタル値で出力されるエネルギ値そのものが、各ウインドウで比較された結果であると解釈できる。
【００４３】
エネルギ領域の分別は前述したように必ずしも３つのエネルギ領域１〜３に限定する必要な無く、閾値を２つとする３つ以上の、任意数の分別領域を設定してもよい。
【００４４】
（第２の実施形態）
図６〜８を参照して、本発明の第２の実施形態に係る放射線診断装置を説明する。なお、この第２の実施形態及びそれ以降の実施形態の説明において、前述した第１の実施形態の構成要素と同一又は同等の構成要素には同一の符号を付して、その説明を省略又は簡略化する。
【００４５】
この第２の実施形態は、特に、大型の被検体の撮像に好適なＳＰＥＣＴ装置に係り、その縮小投影と呼ばれる撮像に関する。
【００４６】
図６には、この縮小投影の概念を、ＳＰＥＣＴ装置１のガントリ１１について示している。このガントリ１１には、同図に示すように、放射線検出装置としての６台のガンマカメラ２１を備える。このガンマカメラ２１の夫々は、回転リング体２２の径方向に沿って、すなわち、天板ＴＰに置かれた被検体Ｐから遠ざかる方向に移動可能に構成されている。
【００４７】
この移動を可能にするため、図７に示すように、各ガンマカメラ２１は回転リング体２２の側面に例えばリニアガイド６１を介して取り付けられている。このリニアガイド６１は、図示しないが、コンソール１２の制御装置５４から駆動信号を受け取って駆動するようになっている。
【００４８】
このため、被検体Ｐが例えば小型動物から大型動物や人間に変わった場合、操作者は、その大きさに合わせた縮小投影を行なうようにコンソール１２の入力器５６を操作する。これにより、ガンマカメラ２１はそれぞれ、ガントリ１１の径方向の外側、つまり、被検体Ｐから離れる方向に適宜な距離だけ移動して、縮小投影に基づく撮像が行なわれる。
【００４９】
例えば図８に示すように、小型動物の場合には、被検体Ｐまでの距離がＡであってものが、大型動物の場合には、その全体が、各ガンマカメラ２１のピンホールコリメータ３３の視野内に収まるように距離Ｂ（＞Ａ）に変更される。このように、ガンマカメラ２１を被検体Ｐから更に離間させることで、ガンマカメラ２１の視野を拡大し、この視野拡大分だけ縮小したＳＰＥＣＴ画像を得ることができる。この縮小投影によって解像度は低下するものの、半導体検出器３１とピンホールコリメータ３３との組み合わせであるので、従来のＳＰＥＣＴ像よりも優れた解像度を確保することできる。
【００５０】
好適な一例として、ピンホールコリメータ３３で被検体Ｐ（人体）を少なくとも１／６以上に圧縮（縮小）投影し、少なくとも人体の所望臓器のＳＰＥＣＴ再構成分解能がＦＷＨＭ（半値全幅）＝７ｍｍ以下の値を確保することである。
【００５１】
その他の作用効果は、第１の実施形態で説明したものと同等のものが得られる。
【００５２】
なお、本実施形態において、マルチ検出器システムを成す放射線検出装置としての複数のガンマカメラ２１の数は、図６に示した６台に限定されることなく、従来のアンガー型検出装置がせいぜい３台であったことを考慮して、４台以上の適宜な数まで増加させることができる。
【００５３】
（第３の実施形態）
図９、１０を参照して、本発明に係る放射線診断装置の第３の実施形態を説明する。
【００５４】
この第３の実施形態に係る放射線診断装置は、ＳＰＥＣＴ装置とＸ線ＣＴ装置に対する両検出装置の機能を１台のガントリで済ますことができる複合型の放射線検出装置を備える。このため、この放射線診断装置（兼用機）もＳＰＥＣＴ装置及びＸ線ＣＴ装置として選択的に機能することができる。
【００５５】
この複合型放射線検出装置の概要を図９に示す。同図に示すように、この放射線検出装置７１にあっては、回転リング体２２に前述したガンマカメラ２１が例えば６台隣接して配置される。各ガンマカメラ２１のピンホールコリメータ３３の視野は、天板ＴＰに置かれた被検体Ｐ（例えば大型動物）の全体をカバーするように配置あれる。一方、回転リング体２２における、それら６台のガンマカメラ２１に対向する位置には、Ｘ線管７２が配置されている。このため、Ｘ線管７２は、図示しない高電圧電源装置から供給されるパルス高電圧を受けて、Ｘ線を被検体Ｐに向けて照射可能になっている。さらに、Ｘ線管７２にはＸ線遮蔽体７３を着脱自在に装着できるようになっている。
【００５６】
なお、このように６台のガンマカメラ２１を隙間無く相互に隣接させて配置するので、６台のピンホールコリメータ３３を最初から一体構造で製造するようにしてもよい。
【００５７】
以上によって、本実施形態にあっては、放射線検出装置をＳＰＥＣＴ装置用の検出装置として機能させる場合、図９に示すように、各ガンマカメラ２１にピンホールコリメータ３３を装着し、かつ、Ｘ線管７２にＸ線遮蔽体７３を装着した状態にする。この状態で、回転リング体２２を被検体Ｐの回りに回転させながら、各ビューにおける、被検体Ｐから放射されるガンマ線をガンマカメラ２１に検出させる。これにより、６台のガンマカメラ２１の収集データに基づいてＳＰＥＣＴ像が再構成される。
【００５８】
これに対し、この放射線検出装置をＸ線ＣＴ装置として機能させる場合、図１０に示すように、各ガンマカメラ２１からピンホールコリメータ３３を外し、かつ、Ｘ線管７２からＸ線遮蔽体７３を外した状態にする。これにより、６台のガンマカメラ２１は、その全体を、スライス方向及びチャンネル方向に沿って画素配列した２次元Ｘ線検出器として機能させることができる。したがって、回転リング体２２を回転させながら（矢印Ａ参照）、各ビューにて、Ｘ線管７２から照射され且つ被検体Ｐから透過してきたＸ線のデータを収集することができる。
【００５９】
このデータ収集時の回転は多回転とし、かつ、その回転毎に、Ｘ線管７２に対する６台のカメラ２１の相対的な位置を回転リング体２２の円周方向（矢印Ｂ参照）で微小距離ずつスライドさせながらビューデータを収集する。これにより、複数のカメラ２１を相互に隣接配置したことに伴うカメラ間の隙間に存在するデータをも収集でき、Ｘ線ＣＴ像を完全再構成することができる。この周方向のスライドは、一例として、前述した図７に示す回転リング体２２とリニアガイド６１との間に別のリニアガイドをそのリニアガイド６１に直交させて配置して、コンソールからの制御手段に応答して駆動させればよい。
【００６０】
このため、コンソール１２の再構成装置５２は適宜な再構成アルゴリズムを用いて、かかるビームデータからＸ線ＣＴ像を再構成することができる。
【００６１】
このＸ線ＣＴ装置として機能させる場合には、図１０に示すように、更に、Ｘ線管７２の前面にスリットコリメータ７４を配置することが望ましい。このスリットコリメータ７４に形成するスリットは、各カメラ２１（Ｘ線検出器）のＸ線入射面にのみＸ線が照射されるように位置決めされ、Ｘ線管７２と一体に装着される。これにより、カメラ２１のＸ線入射面が存在しない場所へのＸ線照射や遮断されるので、被検体ＰへのＸ線被曝量を低減させることができる。
【００６２】
このように本実施形態に係る放射線検出装置は、ＳＰＥＣＴ装置とＸ線ＣＴ装置とに共用することができるので、その利用価値は高まる。つまり、放射線診断装置をＳＰＥＣＴ装置として用いて被検体Ｐの機能画像を得ることができるとともに、そのＳＰＥＣＴ撮影からＸ線ＣＴ撮影にそのまま移行して、形態画像を得ることができる。被検体Ｐを動かすこと無く、各ピンホールコリメータ３３を検出器３１から取り外し、またＸ線遮蔽体７３を取り外して、制御パラメータをＸ線ＣＴ用に変更して行なうことができる。Ｘ線ＣＴ像（形態画像）を先に収集する場合、ピンホールコリメータ３３及びＸ線遮蔽体７３の着脱は上述とは逆になる。
【００６３】
このため、被検体Ｐの機能画像と形態画像を同じジオメトリのまま一気に撮影することができ、撮影に要する操作者の労力低減と撮影効率の向上とを図ることができる。
【００６４】
なお、隣接配置する複数のガンマカメラ２１（Ｘ線検出器）は必ずしも６台に限定されるものではなく、２台以上の適宜な数であればよい。
【００６５】
（変形例）
図１１に、上述した第３の実施形態の変形例を示す。この変形例は、前述したガンマカメラ２１を１台又は少数台をピンホールコリメータを外して用い、小動物などの被検体ＰのＸ線ＣＴ像（形態画像）を得るときのジオメトリを示している。このときの、ガンマカメラ（X線検出器）２１は、第３の実施形態で説明した６台のガンマカメラ２１のうちの一部であってもよいし、この１台又は少数台のガンマカメラ２１のみを設置したカメラ構成であってもよい。このガンマカメラ２１をＳＰＥＣＴ装置及びＸ線ＣＴ装置として用いるときのピンホールコリメータ及びＸ線遮幣体の用い方は、第３実施形態のものと同様である。
【００６６】
以上、上述した各種の実施形態の利点をまとめると以下のようになる。
【００６７】
まず、アンガー型検出器をＣｄＴｅ製の微細画素を持つ半導体検出器に置き換えた、画素が精細であるが故に、同一な幾何学的な設計を行なったピンホールコリメータで、検出器のサイズがアンガー検出器より１／８〜１／１０のサイズ（重量からの観点では１／３０以下）で実現できるシステムを構築できる。このことにより、検出器系の大幅な小型化と、それに伴い従来実装が難しかった４個以上の複数個の検出器を被検体の周りに設置することが可能となる。したがって、感度の大幅な向上をもたらすことができる。
【００６８】
また、半導体検出器がＸ線源のフラックス強度も十分に計数可能に設計されていることに拠って、Ｘ線管電流を１ｍＡ前後と通常のＸ線ＣＴの１／１００前後のフラックス強度にしか耐えられないまでも、３０秒前後の収集時間で十分に正確なＣＴ画像が得られるような計数特性を有することができる。これにより、小動物に必要な分解能（ＣＴ分解能が１５０〜２５０μｍ）のＣＴ画像も撮影できるのが大きな特徴である。この結果、形状の小形化、高分解能化、及び、精細なＣＴ画像を提供できる。このため、必要な動物実験が真に実施し易いシステムとなる。
【００６９】
また、現状の人間用Ｘ線ＣＴの検出器のピクセルサイズは最高でも１．０ｍｍ前後であるのに対して、上述した実施形態では０．３５ｍｍ程度にまで微細化できる。このため、最高水準のＣＴ分解能を得られ、かつ、計測をフォトンカウンティングの手法で行なうため、従来の積分型の検出器と比較して、Ｘ線被爆線量を低減できるほか、画像のコントラスト分解能も向上する。
【００７０】
さらに、この人間用のＸ線ＣＴ装置の構成で小動物のＣＴ撮影を行なえば、本来の画素に、微細化による効果と、Ｘ線管を動物側に近づけることに拠る拡大効果も得られる。この結果、前述した１５０μｍの分解能が１０〜５０μｍ程度まで向上させることができ、圧倒的な高分解能を実現できる。この高分解能な性能が得られる理由として、下記事項が挙げられる。
【００７１】
（１）特性が安定している、Ｐｔ−Ｐｔ電極に拠るオーム接触（Ohmic Contact）構造のＣｄＴｅ検出器を採用している。エネルギの吸収係数が高く、安定な結晶が提供可能である。
【００７２】
（２）Ｍｏｎｏｌｉｔｈｉｃ構造であり製造の容易性がある。
【００７３】
（３）各画素が０．５ｍｍ角以下のサイズで構成され、かつ、各プリアンプが各ＣｄＴｅ結晶の真下で且つ各画素をはみ出さないように構成される。
【００７４】
（４）上記構造の検出器がモジュール構造に構成され、任意の大きさの検出器を構成することが可能となる。
【００７５】
（５）各画素の計数特性が２５ｋｃｐｓ以上に設計され、かつ核医学に必要なエネルギ分解能（例えばＴｌ−２０１で１５％以下）を実現している。この計数特性は１００ｋｃｐｓ／ｍｍ２で、十分とは言えないが、Ｘ線ＣＴを撮影するに十分な性能である。
【００７６】
（６）半導体のエネルギ描出能力はピクセルの大きさとエネルギを止める方向の厚みの関係で決まる。これが最適化されていないとチャージシェアリングというイオン化された信号が隣接ピクセルに漏れる現象が発生する。しかしながら、前述した検出器は画素サイズが０．３５〜０．５で厚みが０．５〜２．０ｍｍ程度であり、チャージシェアリングが発生しないように設計されているため、核医学で良く使うＴｌ−２０１で９０％を超える感度、Ｔｃ−９９ｍで５０％前後の感度を実現できる。
【００７７】
なお、本発明は、小動物の実験のみならず、人間の頭部の超高分解能ＳＰＥＣＴや全身ＳＰＥＣＴ，マンモＳＰＥＣＴなどにも応用することは可能である。例えば、０．３５μm程度の画素を構成し、視野サイズが４４ｍｍ程度とすれば、１５倍程度にピンホールコリメータを使って拡大できる。このため、ピンホールの穴の大きさによる位置分解能の劣化を加味したとしても、ＦＷＨＭで７ｍｍ以下のＳＰＥＣＴ分解能を得ることは可能ある。しかも、そのときの視野は最大で６６ｃｍと十分に人体全体が検出器視野の中にはいるような設定となり、いわゆるトランケーションエラーのない再構成が可能となる。頭部に至っては直径で２２ｃｍ程度なので、７倍程度の拡大率で、頭部全体にトランケーションエラーの無いデータ収集ができる。このため、ＦＷＨＭで３．０ｍｍ以下の再構成分解能が得られ、現状の最高のＳＰＥＣＴ分解能よりも高い性能が実現できる。このように目的臓器に応じて視野と分解能のバランスを得てしかも、もっと大臓器の分解能でも最高の分解能と感度を得られるのは、卓越した性能と自由度があるといえる。
【００７８】
その他、検出器が小さくても大視野までカバーできる。半導体検出器を単純に大視野化すると、製品としては採用しにくいコストになり、実用化の観点で非現実的なあった。しかし、小形の検出器は比較的製造性が高く、多検出器化することで、量産効果も生まれ易い。このため、一気に製品化可能なレベルに検出器のコストが至ると考えられる。
【００７９】
このように、本検出器を採用したピンホールＳＰＥＣＴ装置とＸ線ＣＴ装置の兼用機として、小動物のマイクロＣＴから人間用ＣＴまで対応可能で、かつＣＴスキャナを併せ持ち、形態情報との照合まで可能な柔軟性の高いシステムを提供できる。
【００８０】
なお、本発明は上述した実施形態及び変形例で示す構成に限定されるものではなく、特許請求の範囲に記載の本発明の要旨を逸脱しない範囲で、さらに適宜に変形して実施可能であり、それらの変形も本発明の概念に含まれるものである。
【図面の簡単な説明】
【００８１】
【図１】本発明の第１の実施形態に係る放射線診断装置としてのＳＰＥＣＴ装置の概略構成を示す図。
【図２】ガンマカメラの装着を説明する図。
【図３】ガンマカメラにおけるピンホールコリメータと検出器の概要を示す斜視図。
【図４】ＳＰＥＣＴ装置のガンマ線検出器及びデータ収集回路を中心とした電気的な概略構成を示すブロック図。
【図５】ＳＰＥＣＴ装置で設定するエネルギ領域及び重み付け係数と、ガンマ線のフォトンカウンティングされた計数値曲線の重み付け処理を説明する図。
【図６】本発明の放射線診断装置の第２の実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置の放射線検出装置のジオメトリを説明する図。
【図７】第２の実施形態に係る縮小投影のための機構を説明する図。
【図８】縮小投影の原理を説明する図。
【図９】本発明の放射線診断装置の第３の実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置とＸ線ＣＴ装置との兼用機の搭載する放射線検出装置のジオメトリを説明する図（兼用機をＳＰＥＣＴ装置としての使用を説明する図）。
【図１０】第３の実施形態において兼用機をＸ線ＣＴ装置としての使用を説明する図。
【図１１】第３の実施形態の変形例に係る、サイズが小さい被検体に対する兼用機のＸ線ＣＴ装置としての使用を説明する図。
【符号の説明】
【００８２】
１ ＳＰＥＣＴ装置（放射線診断装置）
１１ ガントリ
１２ コンソール
２１ ガンマカメラ
２２ 回転リング体
２３ ベース
２４ 駆動装置
３１ 検出器
３２ 留め具
３３ ピンホールコリメータ
６１ リニアガイド
７１ 複合型放射線検出装置
７１ Ｘ線管
７３ Ｘ線遮蔽体
Ｐ 被検体
Ｓ 半導体セル
Ｅ１、Ｅ２ 電極
ＡＳ ＡＳＩＣ層
Ｃ データ収集回路部
【特許請求の範囲】
【請求項１】
放射線を電気信号に変換する半導体の層で形成された画素を２次元状に配列した画素部、及び、当該各画素により検出された電気信号を処理し且つ各画素からはみ出さない状態で当該画素部と一体に形成された信号処理回路を有する検出ブロックを複数個、平面状に且つ相互に隣接して並べて配置した放射線検出器と、
この放射線検出器の放射線入射側に当該検出器に装着したピンホール型コリメータと、を備えたことを特徴とする放射線検出装置。
【請求項２】
前記収集画素は夫々０．５ｍｍｘ０．５ｍｍ以下の画素サイズを有し、前記信号処理回路は前記放射線を光子（粒子）と見做してその光子数を計数する光子計数型（フォトンカウンティング型）の信号処理回路であり、前記ピンホール型コリメータは１つ以上の孔を有する請求項１に記載の放射線検出装置。
【請求項３】
前記各画素の１ｍｍ角当たりの計数特性が１００Ｋｃｐｓ以上である請求項２に記載の放射線検出装置。
【請求項４】
前記コリメータは前記放射線検出器に着脱自在に装着する構造を有する請求項１に記載の放射線検出装置。
【請求項５】
前記放射線検出器の前記半導体の層はＣｄＴｅで形成されている請求項１〜３の何れか一項に記載の放射線検出装置。
【請求項６】
前記半導体の層はオーム接触構造を持つＣｄＴｅの層である請求項１に記載の放射線検出装置。
【請求項７】
請求項１に記載の放射線検出装置と、
前記放射線検出器及び前記コリメータの組を複数個、配設した支持体と、
この支持体を所定方向に回転させる回転手段と、
前記複数の放射線検出器から出力された信号に基づいて被検体の画像を生成する手段と、を備えたことを特徴とする放射線診断装置。
【請求項８】
前記放射線検出器と前記コリメータの組を４個以上備えた請求項６に記載の放射線診断装置。
【請求項９】
前記支持体は、被検体を中心に挿入可能な環状の支持体であり、
前記放射線検出器と前記コリメータの組の位置を前記環状支持体の径方向に移動可能な移動手段を更に設けた請求項６に記載の放射線診断装置。
【請求項１０】
前記放射線検出装置に、被検体に投与された核種からの放射線を検出させるように形成し、当該放射線診断装置を核医学診断装置として用いるように構成した請求項６〜８の何れか一項に記載の放射線診断装置。
【請求項１１】
前記放射線検出器に向けて放射線を発生可能なように前記支持体に備えたＸ線発生器と、
このＸ線発生器の不使用時に当該Ｘ線発生器を遮蔽する遮蔽手段と、を備えた請求項６〜８の何れか一項に記載の放射線診断装置。
【請求項１２】
前記放射線検出装置に、被検体に投与された核種から体外に放射された放射線と、前記Ｘ線発生器から照射され且つ前記被検体から透過してきたＸ線とを選択的に検出されるように形成し、当該放射線診断装置を核医学診断装置又はＸ線ＣＴ装置として用いるように構成した請求項１０に記載の放射線診断装置。
【請求項１３】
前記ピンホールコリメータで被検体を少なくとも１／６以上に圧縮投影する手段と、前記検体としての人体の所望臓器のＳＰＥＣＴ画像の再構成分解能がＦＷＨＭ（半値全幅）で７ｍｍ以下の値を採るように構成した請求項６〜８の何れか一項に記載の放射線診断装置。
【請求項１】
放射線を電気信号に変換する半導体の層で形成された画素を２次元状に配列した画素部、及び、当該各画素により検出された電気信号を処理し且つ各画素からはみ出さない状態で当該画素部と一体に形成された信号処理回路を有する検出ブロックを複数個、平面状に且つ相互に隣接して並べて配置した放射線検出器と、
この放射線検出器の放射線入射側に当該検出器に装着したピンホール型コリメータと、を備えたことを特徴とする放射線検出装置。
【請求項２】
前記収集画素は夫々０．５ｍｍｘ０．５ｍｍ以下の画素サイズを有し、前記信号処理回路は前記放射線を光子（粒子）と見做してその光子数を計数する光子計数型（フォトンカウンティング型）の信号処理回路であり、前記ピンホール型コリメータは１つ以上の孔を有する請求項１に記載の放射線検出装置。
【請求項３】
前記各画素の１ｍｍ角当たりの計数特性が１００Ｋｃｐｓ以上である請求項２に記載の放射線検出装置。
【請求項４】
前記コリメータは前記放射線検出器に着脱自在に装着する構造を有する請求項１に記載の放射線検出装置。
【請求項５】
前記放射線検出器の前記半導体の層はＣｄＴｅで形成されている請求項１〜３の何れか一項に記載の放射線検出装置。
【請求項６】
前記半導体の層はオーム接触構造を持つＣｄＴｅの層である請求項１に記載の放射線検出装置。
【請求項７】
請求項１に記載の放射線検出装置と、
前記放射線検出器及び前記コリメータの組を複数個、配設した支持体と、
この支持体を所定方向に回転させる回転手段と、
前記複数の放射線検出器から出力された信号に基づいて被検体の画像を生成する手段と、を備えたことを特徴とする放射線診断装置。
【請求項８】
前記放射線検出器と前記コリメータの組を４個以上備えた請求項６に記載の放射線診断装置。
【請求項９】
前記支持体は、被検体を中心に挿入可能な環状の支持体であり、
前記放射線検出器と前記コリメータの組の位置を前記環状支持体の径方向に移動可能な移動手段を更に設けた請求項６に記載の放射線診断装置。
【請求項１０】
前記放射線検出装置に、被検体に投与された核種からの放射線を検出させるように形成し、当該放射線診断装置を核医学診断装置として用いるように構成した請求項６〜８の何れか一項に記載の放射線診断装置。
【請求項１１】
前記放射線検出器に向けて放射線を発生可能なように前記支持体に備えたＸ線発生器と、
このＸ線発生器の不使用時に当該Ｘ線発生器を遮蔽する遮蔽手段と、を備えた請求項６〜８の何れか一項に記載の放射線診断装置。
【請求項１２】
前記放射線検出装置に、被検体に投与された核種から体外に放射された放射線と、前記Ｘ線発生器から照射され且つ前記被検体から透過してきたＸ線とを選択的に検出されるように形成し、当該放射線診断装置を核医学診断装置又はＸ線ＣＴ装置として用いるように構成した請求項１０に記載の放射線診断装置。
【請求項１３】
前記ピンホールコリメータで被検体を少なくとも１／６以上に圧縮投影する手段と、前記検体としての人体の所望臓器のＳＰＥＣＴ画像の再構成分解能がＦＷＨＭ（半値全幅）で７ｍｍ以下の値を採るように構成した請求項６〜８の何れか一項に記載の放射線診断装置。
【図１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【公開番号】特開２００６−２８４４７２（Ｐ２００６−２８４４７２Ａ）
【公開日】平成１８年１０月１９日（２００６．１０．１９）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２００５−１０７２３７（Ｐ２００５−１０７２３７）
【出願日】平成１７年４月４日（２００５．４．４）
【出願人】（３０５０１９７７２）株式会社 アクシオン・ジャパン (6)
【Ｆターム（参考）】
【公開日】平成１８年１０月１９日（２００６．１０．１９）
【国際特許分類】
【出願日】平成１７年４月４日（２００５．４．４）
【出願人】（３０５０１９７７２）株式会社 アクシオン・ジャパン (6)
【Ｆターム（参考）】
[ Back to top ]