JP2012137349A

JP2012137349A - Pixel type radiography device, image generation method and planar image depth position estimation method

Info

Publication number: JP2012137349A
Application number: JP2010289106A
Authority: JP
Inventors: Yuichiro Ueno; 雄一郎上野; Atsuro Suzuki; 敦郎鈴木; Wataru Takeuchi; 渉竹内; Takaaki Ishizu; 崇章石津; Keiji Kobashi; 啓司小橋
Original assignee: Hitachi Ltd
Current assignee: Hitachi Ltd
Priority date: 2010-12-27
Filing date: 2010-12-27
Publication date: 2012-07-19

Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To provide plural planar images and an integrated image with a radiography device having a structure including plural pixel type detectors in through holes of a collimator.SOLUTION: A radiography device 1 includes: plural detectors 21 for measuring radiation; a collimator 26 divided by septa 28, having through holes 27 in such a direction that radiation incident faces of the detectors 21 can be seen through the holes in plan view in a vertical direction with respect to the radiation incident faces, and controlling a radiation incident direction; and a data processing device 12. The plural detectors 21 are placed in the through holes 27 of the collimator 26 in plan view in the vertical direction. The radiography device further includes detector groups 21R and 21L at symmetric positions with respect to the plural through holes 27 of the collimator 26, and means for outputting a planar image on the basis of radiation measurement data from each detector group.

Description

本発明は、ピクセル型の計測体系を持ち、入射放射線分布を画像化する放射線撮像装置及びそれに用いられる画像化方法に関するものである。 The present invention relates to a radiation imaging apparatus having a pixel type measurement system and imaging an incident radiation distribution, and an imaging method used therefor.

放射線計測装置を核医学分野に応用した装置として、ガンマカメラ及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）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を提供するものである。 As a device that applies a radiation measurement device to the field of nuclear medicine, there are a gamma camera and a single photon emission computed tomography device (hereinafter referred to as a SPECT (Single Photon Emission Computed Tomography) device) using the gamma camera. A gamma camera generally measures the distribution of a compound containing a radioisotope and provides a transmission image (planar image), whereas a SPECT device provides an image of a tomographic plane by rotating a gamma camera. Is.

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、この方法では分解能１０mm程度が限界であり、臨床現場で用いるには不十分であるため、より高い分解能を持つガンマカメラが求められている。 Conventional radiation detectors used in gamma cameras have mainly been a combination of a single large crystal scintillator and a plurality of photomultiplier tubes. The gamma camera determines the position of radiation by calculating the center of gravity from the output signals of a plurality of photomultiplier tubes. However, this method has a limit of about 10 mm and is insufficient for clinical use, so a gamma camera with higher resolution is required.

近年、より高い分解能をもつものとして、ピクセル型の放射線検出器（以下、検出器と称する）が開発されてきている。ピクセル型の検出器には、シンチレータとフォトダイオードで構成されたものや、放射線を電気信号に変換する半導体で構成されたもの等がある。いずれも、小さな検出器単位、すなわちピクセル単位で位置信号を取得する。従って、検出器の固有分解能は、ピクセルサイズで決定され、空間的に離散した計測を行う。また、ピクセルサイズが１，２mm程度のピクセル型検出器も開発され、分解能は１０mm以下を達成し、大幅に改善されてきた。 In recent years, pixel-type radiation detectors (hereinafter referred to as detectors) have been developed as having higher resolution. Pixel-type 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 spatially discrete measurements are performed. In addition, pixel-type detectors having a pixel size of about 1 mm or 2 mm have been developed, and the resolution has been improved to 10 mm or less.

一方、ＳＰＥＣＴ装置における断層面の再構成方法も開発・改良され、分解能向上に大きく貢献している。これまでは、フィルタ補正逆投影法（ＦＢＰ法：filtered back-projection法），分解能補正なしの逐次近似法（最尤推定期待値最大化法（ＭＬＥＭ法：Maximum Likelihood Expectation Maximization法），サブセット化による期待値最大化法（ＯＳＥＭ法：Ordered Subset Expectation Maximization法））等が用いられていた。近年、分解能補正ありの逐次近似法が開発されている。この方法により、コリメータや検出器の幾何学的形状，散乱線等の物理的要因を考慮して画像を再構成することができ、より正確な画像を提供することができる。 On the other hand, a method for reconstructing a tomographic plane in a SPECT apparatus has also been developed and improved, which greatly contributes to an improvement in resolution. Up to now, filtered correction back projection method (FBP method: filtered back-projection method), recursive approximation method without resolution correction (maximum likelihood estimation expectation value maximization method (MLEM method: Maximum Likelihood Expectation Maximization method)), subsetting An expected value maximization method (OSEM method: Ordered Subset Expectation Maximization method) or the like has been used. In recent years, successive approximation methods with resolution correction have been developed. By this method, it is possible to reconstruct an image in consideration of physical factors such as a geometric shape of a collimator and a detector, scattered radiation, and the like, and a more accurate image can be provided.

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。 In the following description of the pixel-type detectors, the terms “detector” and “detector group” are used. The detector means one pixel having an arbitrary shape, and the detector group is a detection. An assembly in which vessels are arranged.

一般に、検出器の形状は矩形であり、放射線入射側から検出器群を見ると長方形が稠密に詰まった構成となっている。検出器群をなす全ての検出器において、感度を一様にするために、コリメータの貫通穴と検出器とが、一対一対応となるように配置されることが多い。また扱いやすさの点から、検出器の形状に合わせて、コリメータの貫通穴の形状も矩形であるのが一般的である。ここで、検出器が矩形であるとき、１つの検出器は４つの面で隣の検出器と接している。この隣の検出器と接している面を「検出器同士の境界面」と定義するものとする。また、検出器の入射面に対して垂直方向から平面視した際の検出器同士の境界面を「検出器同士の間の境界線」と定義するものとする。従来のガンマカメラでは、検出器の入射面に対して垂直方向から平面視した際、この検出器同士の間の境界線上にコリメータのセプタがくるように配置される。 In general, the detector has a rectangular shape, and when the detector group is viewed from the radiation incident side, the rectangle is densely packed. In order to make the sensitivity uniform in all the detectors constituting the detector group, the through holes of the collimator and the detectors are often arranged in a one-to-one correspondence. From the viewpoint of ease of handling, the shape of the through hole of the collimator is generally rectangular according to the shape of the detector. Here, when the detector is rectangular, one detector is in contact with the adjacent detector on four surfaces. The surface in contact with the adjacent detector is defined as “a boundary surface between the detectors”. In addition, a boundary surface between the detectors when viewed in a plane from a direction perpendicular to the incident surface of the detector is defined as a “boundary line between the detectors”. In the conventional gamma camera, the collimator septa are arranged on the boundary line between the detectors when viewed from above in a direction perpendicular to the incident surface of the detectors.

現在、高空間分解能かつ高感度であるＳＰＥＣＴ装置が、臨床において求められている。分解能や感度を決定する要因としては、放射線源と検出器との距離，セプタの厚さ，放射線のエネルギ，散乱，吸収等多くの要因がある。これらの要因のうち、コリメータのセプタの高さとコリメータの貫通穴の大きさが、分解能と感度の決定に大きく関与している。すなわち、高分解能を得るためには、検出器に入射する放射線の到来方向をコリメータで制限する必要がある。このためには、検出器が測定対象物を見込む視野を、コリメータによって狭めればよい。このようなコリメータとして、ＬＥＨＲ（Low Energy High Resolution）コリメータが知られている。しかし、この制限によって、感度が犠牲になる。一方、高感度を得るために、コリメータの貫通穴のサイズを大きくする必要がある。このようなコリメータとして、ＬＥＧＰ（Low Energy General Purpose）コリメータやＬＥＨＳ（Low Energy High Sensitivity）コリメータが知られている。しかし、貫通穴のサイズを大きくすることによって、分解能が悪化する。このように、従来のＳＰＥＣＴ装置では、高分解能と高感度が両立しないため、用途に応じてコリメータを入れ替える必要があり、臨床現場の負担となっている。そこで、感度と分解能を両立するＳＰＥＣＴ装置として、一つの矩形貫通穴に複数の検出器が含まれる、ＳＰＥＣＴ装置が発明された。このＳＰＥＣＴ装置では、貫通穴のサイズが同じとき、貫通穴と検出器とが一対一対応である従来のＳＰＥＣＴ装置よりも、高い分解能が得られることが実証されている（特許文献１，非特許文献１）。 Currently, a SPECT apparatus with high spatial resolution and high sensitivity is in clinical demand. Factors that determine 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 the 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 resolution and sensitivity. That is, in order to obtain high resolution, it is necessary to limit the arrival direction of the radiation incident on the detector with a collimator. For this purpose, the field of view in which the detector looks at the measurement object may be narrowed by a collimator. As such a collimator, a LEHR (Low Energy High Resolution) collimator is known. However, this limitation sacrifices sensitivity. On the other hand, in order to obtain high sensitivity, it is necessary to increase the size of the through hole of the collimator. As such a collimator, a LEGP (Low Energy General Purpose) collimator and a LEHS (Low Energy High Sensitivity) collimator are known. However, the resolution deteriorates by increasing the size of the through hole. Thus, since the conventional SPECT apparatus does not achieve both high resolution and high sensitivity, it is necessary to replace the collimator according to the application, which is a burden on the clinical site. Therefore, a SPECT apparatus in which a plurality of detectors are included in one rectangular through hole has been invented as a SPECT apparatus that achieves both sensitivity and resolution. In this SPECT apparatus, when the size of the through hole is the same, it has been proved that a higher 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). Reference 1).

国際公開第２００８／０４６９７１号International Publication No. 2008/046791

C. Robert et al. (2008) 2008 IEEE Nuclear Science Symposium Conference Record Vol6 pp.4246-4251C. Robert et al. (2008) 2008 IEEE Nuclear Science Symposium Conference Record Vol6 pp.4246-4251 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):907-921Panin 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

１断面の透過画像（以下プラナー画像と称する）を撮像するガンマカメラにおいても、高空間分解能かつ高感度化が、臨床現場において求められている。しかしながら、上述の一つの矩形貫通穴に複数の検出器を含む構成は、ＳＰＥＣＴ装置に用いられているが、プラナー撮像時には不向きとされてきた。その理由は、以下に記す通りである。 Even in a gamma camera that captures a transmission image of one cross section (hereinafter referred to as a planar image), high spatial resolution and high sensitivity are required in the clinical field. However, the above-described configuration including a plurality of detectors in one rectangular through hole is used in a SPECT apparatus, but has not been suitable for planar imaging. The reason is as described below.

一つの矩形貫通穴に複数の検出器を含む構成においては、点応答関数が非常に複雑である。図１１にその点応答関数の一例を示す。図１１は、１次元体系において点線源から各検出器を望む立体角を求めたもので、コリメータ及び検出器はガンマ線を完全に吸収すると仮定している。検出器は１.４mmピッチで、コリメータは２.８mmピッチで配置している。図１１より、セプタの陰になる検出器とそうでない検出器が交互にあり、応答関数が複雑なことが分かる。点線源を画像化すると点線源の有る位置から外側に行くに従って画素値の周期的な濃淡（サイドローブ）が発生し、正常な画像診断が困難となる。ＳＰＥＣＴ撮像においては、この点応答関数を用いて空間分解能補正を行うことにより高空間分解能を実現するが、プラナー撮像においては、投影データが一つであり未知数に対して十分な数の測定データ（方程式）が無いために、現実的には点応答関数を考慮（空間分解能補正）した画像再構成は困難である。 In a configuration including a plurality of detectors in one rectangular through hole, the point response function is very complicated. FIG. 11 shows an example of the point response function. FIG. 11 shows a desired solid angle for each detector from a point source in a one-dimensional system, and it is assumed that the collimator and the detector completely absorb gamma rays. The detectors are arranged at a pitch of 1.4 mm, and the collimators are arranged at a pitch of 2.8 mm. From FIG. 11, it can be seen that the detector behind the scepter and the detector that is not so are alternately, and the response function is complicated. When the point line source is imaged, periodic shading (side lobe) of pixel values occurs from the position where the point line source is located to the outside, making normal image diagnosis difficult. In SPECT imaging, high spatial resolution is realized by performing spatial resolution correction using this point response function. However, in planar imaging, there is one projection data and a sufficient number of measurement data (unknown number) ( Since there is no equation, it is practically difficult to reconstruct an image in consideration of a point response function (spatial resolution correction).

そこで本発明は、プラナー撮像における高空間分解能及び高感度を両立するガンマカメラ装置及びそれに用いられる画像化方法を提供することを課題とする。 Accordingly, an object of the present invention is to provide a gamma camera device that achieves both high spatial resolution and high sensitivity in planar imaging, and an imaging method used therefor.

このような課題を解決するために、本発明に係る放射線撮像装置は、放射線を測定する検出器と、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穴を有し、前記放射線の入射方向を制限するコリメータと、データ処理装置とを備え、前記コリメータの前記貫通穴には、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ている放射線撮像装置であって、複数の、前記コリメータの前期貫通穴に対して対称な位置の検出器群を有し、前記検出器群毎に放射線測定データからプラナー画像を出力する手段を有することを特徴とする。 In order to solve such a problem, a radiation imaging apparatus according to the present invention is partitioned by a detector for measuring radiation and a septa, and is planarly viewed from a direction perpendicular to the radiation incident surface of the detector. A collimator that restricts the incident direction of the radiation and a data processing device, and the through-hole of the collimator has a plurality of the holes when viewed in plan from the vertical direction. A radiation imaging apparatus in which a detector is arranged, and includes a plurality of detector groups at positions symmetrical to the previous through-hole of the collimator, and a planar image is obtained from radiation measurement data for each detector group. It has the means to output, It is characterized by the above-mentioned.

本発明によれば、高空間分解能及び高感度を実現する放射線撮像装置及びそれに用いられる画像化方法を提供することができる。 ADVANTAGE OF THE INVENTION According to this invention, the radiographic imaging apparatus which implement | achieves high spatial resolution and high sensitivity, and the imaging method used for it can be provided.

本実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置の構成図である。It is a block diagram of the SPECT apparatus which concerns on this embodiment. 本実施形態のＳＰＥＣＴ装置に用いるカメラに内蔵するピクセル型の検出器を示す斜視図である。It is a perspective view which shows the pixel type detector incorporated in the camera used for the SPECT apparatus of this embodiment. ピクセル型の検出器の別の例を示す斜視図である。It is a perspective view which shows another example of a pixel type detector. 別のピクセル型の検出器の第一の変形例の入射面側を示す斜視図である。It is a perspective view which shows the entrance plane side of the 1st modification of another pixel type detector. 別のピクセル型の検出器の第一の変形例の入射面の反対面側を示す斜視図である。It is a perspective view which shows the opposite surface side of the entrance plane of the 1st modification of another pixel type detector. 別のピクセル型の検出器の第二の変形例を示す斜視図である。It is a perspective view which shows the 2nd modification of another pixel type detector. ピクセル型のシンチレータ検出器を示す斜視図である。It is a perspective view showing a pixel type scintillator detector. 本実施形態の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。It is a perspective view which shows the collimator incorporated in the camera used for the SPECT apparatus of this embodiment. 本実施形態のＳＰＥＣＴ装置に用いるコリメータの１つの貫通穴と検出器の配置を放射線照射方向から見た図である。It is the figure which looked at the arrangement | positioning of one through-hole and detector of a collimator used for the SPECT apparatus of this embodiment from the radiation irradiation direction. 本実施形態の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。It is a one-dimensional system diagram for calculating a point response function of a collimator used in the SPECT apparatus of this embodiment. 本実施形態のＳＰＥＣＴ装置に用いるコリメータの点応答関数である。It is a point response function of the collimator used for the SPECT apparatus of this embodiment. 本実施形態のＳＰＥＣＴ装置に用いるコリメータの点応答関数を左右検出器群で分けた図である。It is the figure which divided the point response function of the collimator used for the SPECT apparatus of this embodiment by the left-right detector group. 左右検出器群毎の視野角を示した概念図である。It is the conceptual diagram which showed the viewing angle for every left-right detector group. 貫通穴に含まれる検出器を分離せずに一つの検出器と考えた場合の点応答関数である。It is a point response function when the detector included in the through hole is considered as one detector without being separated. 右検出器群の点応答関数と貫通穴に含まれる検出器を分離せずに一つの検出器と考えた場合の点応答関数の比較図である。It is a comparison figure of the point response function at the time of considering it as one detector, without separating the point response function of a right detector group, and the detector contained in a through-hole. 本実施形態のＳＰＥＣＴ装置におけるシフト加算した点応答関数である。It is the point response function which carried out the shift addition in the SPECT apparatus of this embodiment. 本実施形態のＳＰＥＣＴ装置に用いるコリメータにおいて、コリメータからの点線源距離を５０mmとした時の点応答関数である。In the collimator used for the SPECT apparatus of this embodiment, it is a point response function when the point source distance from the collimator is 50 mm. 本実施形態のＳＰＥＣＴ装置に用いるコリメータにおいて、コリメータからの点線源距離を２００mmとした時の点応答関数である。In the collimator used for the SPECT apparatus of this embodiment, it is a point response function when the point source distance from the collimator is 200 mm. 本実施形態のＳＰＥＣＴ装置に用いるコリメータにおいて、点応答関数の重心間距離と点線源のコリメータからの距離の関係図である。In the collimator used for the SPECT apparatus of this embodiment, it is a related figure of the distance from the center of gravity of a point response function, and the distance from the collimator of a point source. 本実施形態のＳＰＥＣＴ装置に用いるコリメータにおいて、コリメータと検出器間隙間を考慮して求めた点応答関数である。It is the point response function calculated | required in consideration of the clearance gap between a collimator and a detector in the collimator used for the SPECT apparatus of this embodiment. データ処理装置１２の画像処理のフロー。The flow of image processing of the data processing device 12.

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。 Hereinafter, modes for carrying out the present invention (hereinafter referred to as “embodiments”) will be described in detail with reference to the drawings as appropriate.

≪第一実施形態≫
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。 ≪First embodiment≫
An overall configuration of a SPECT apparatus (radiation imaging apparatus) 1 according to the present embodiment will be described with reference to FIG.

＜ＳＰＥＣＴ装置（放射線撮像装置）＞
図１は、本実施形態に係るＳＰＥＣＴ装置の構成図である。 <SPECT device (radiation imaging device)>
FIG. 1 is a configuration diagram of a SPECT apparatus according to the present embodiment.

ＳＰＥＣＴ装置１は、ガントリ１０、カメラ（撮像装置）１１Ａ，１１Ｂ、データ処理装置１２、表示装置１３、ベッド１４を含んで構成されている。 The SPECT device 1 includes a gantry 10, cameras (imaging devices) 11A and 11B, a data processing device 12, a display device 13, and a bed 14.

被検者１５は、放射性薬剤、例えば、半減期が６時間の９９ｍＴｃを含んだ薬剤を投与される。ベッド１４に載せられた被検者１５の体内の９９ｍＴｃから放出されるγ線（放射線）をガントリ１０に支持されたカメラ１１（１１Ａ，１１Ｂ）で検出してプラナー画像及び断層画像を撮像するようになっている。 The subject 15 is administered a radioactive drug, for example, a drug containing 99mTc with a half-life of 6 hours. A gamma ray (radiation) emitted from 99mTc in the body of the subject 15 placed on the bed 14 is detected by the camera 11 (11A, 11B) supported by the gantry 10 so as to capture a planar image and a tomographic image. It has become.

カメラ１１は、コリメータ２６と多数の検出器２１を内蔵している。コリメータ２６は、貫通穴２７と貫通穴２７を仕切るセプタ２８とを有し、被検者１５の体内の９９ｍＴｃから放出されるγ線を選別（入射角を規制）し、一定方向のγ線のみを通過させる役割を有している。コリメータ２６（貫通穴２７）を通過したγ線を検出器２１で検出する。 The camera 11 includes a collimator 26 and a number of detectors 21. The collimator 26 has a through-hole 27 and a septa 28 that partitions the through-hole 27, selects γ-rays emitted from 99mTc in the body of the subject 15 (regulates the incident angle), and only γ-rays in a certain direction. Has a role to pass. The detector 21 detects γ rays that have passed through the collimator 26 (through hole 27).

カメラ１１は、γ線の検出信号を計測するための特定用途向け集積回路（以下、ＡＳＩＣ（Application Specific Integrated Circuit）と称する）（放射線計測回路）２５を備える。γ線の微小な検出信号は、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（アナログ−デジタル変換回路、analog to digital converter、図示せず）によりデジタル信号化されたのち、ＦＰＧＡ（プログラミング可能なＬＳＩ、Field Programmable Gate Array、図示せず）等のデジタル回路素子により、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を検出する。これらはカメラ１１を構成する鉄，鉛等でできた遮光・γ線・電磁シールド２９によって囲まれており、光，γ線，電磁波を遮断している。 The camera 11 includes an application specific integrated circuit (hereinafter referred to as ASIC (Application Specific Integrated Circuit)) (radiation measurement circuit) 25 for measuring a detection signal of γ-rays. A minute detection signal of γ rays is input to the ASIC 25 via the detector substrate 23 and the ASIC substrate 24 and amplified. The detector signal amplified by the ASIC 25 is converted into a digital signal by an ADC (analog-to-digital converter, analog to digital converter, not shown), and then an FPGA (programmable LSI, field programmable gate array, not shown). The ID of the detector 21 that detected the γ-ray, the peak value of the detected γ-ray, and the detection time are detected by a digital circuit element such as These are surrounded by a light-shielding / γ-ray / electromagnetic shield 29 made of iron, lead, or the like that constitutes the camera 11 and blocks light, γ-rays, and electromagnetic waves.

カメラ１１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。カメラ１１は、ガントリ１０との取り付け部（図示せず）を軸として回転させることもでき、２つのカメラ１１Ａ，１１Ｂを並べて固定して、プラナー画像を撮像させることもできる。また、カメラ１１は、ガントリ１０の中央部分に設けられた円筒形開口部の中心軸の半径方向及び周方向に可動させることができる。ＳＰＥＣＴ撮像時には、カメラ１１は被検者１５の周りに最近接軌道を描いて撮像していく。 The camera 11 captures a planar image by capturing a fixed image. The camera 11 can be rotated around an attachment portion (not shown) with the gantry 10, and two cameras 11 </ b> A and 11 </ b> B can be fixed side by side to capture a planar image. Further, the camera 11 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 camera 11 captures an image by drawing a closest trajectory around the subject 15.

データ処理装置１２は、記憶装置（図示せず）及び断層像情報作成装置（図示せず）を有する。データ処理装置１２は、検出したγ線の波高値、検出時刻のデータ及び検出器（チャンネル）ＩＤを含むパケットデータを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像情報を生成し、表示装置１３に表示する。 The data processing device 12 includes a storage device (not shown) and a tomogram information creation device (not shown). The data processor 12 takes in packet data including the detected peak value of γ-rays, 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. The data is converted into data, tomographic image information is generated and displayed on the display device 13.

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。 The image reconstruction executed by the data processing device 12 will be described.

検出器群２１Ａが測定対象に対してある角度をなしているとき、検出器ｉのカウント数ｙiは、検出再構成画素ｊのカウント数をλjとして、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。 When the detector group 21A is at an angle with respect to the measurement target, the count number yi of the detector i is expressed by the equation (1), where λj is the count number of the detection reconstruction pixel j. Here, Cij represents the probability detected by the detector i.

ｙi＝ΣＣijλj ・・・（１）
上式から、逐次近似再構成法等（ＭＬＥＭ法，ＯＳＥＭ法，ＭＡＰ法等）を用いて画像を再構成する。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とが可能である。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、逐次近似再構成法を用いて、より正確な画像を再構成することができる。 yi = ΣCijλj (1)
From the above equation, an image is reconstructed using a successive approximation reconstruction method or the like (MLEM method, OSEM method, MAP method, etc.). It is possible to correct the spatial resolution 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 Cij in equation (1). By using this point response function, a more accurate image can be reconstructed using the successive approximation reconstruction method.

このようにして、ＳＰＥＣＴ装置１は被検者１５の体内の腫瘍等に集積した放射性の薬剤を撮像し、腫瘍の位置を同定する。 In this way, the SPECT apparatus 1 images the radioactive medicine accumulated in the tumor in the body of the subject 15 and identifies the position of the tumor.

＜検出器＞
次に、カメラ１１に用いられる検出器２１について図２を用いて説明する。 <Detector>
Next, the detector 21 used in the camera 11 will be described with reference to FIG.

図２は、本実施形態のＳＰＥＣＴ装置に用いるカメラに内蔵するピクセル型の検出器を示す斜視図である。 FIG. 2 is a perspective view showing a pixel type detector built in the camera used in the SPECT apparatus of this embodiment.

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。 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.

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。 In FIG. 2, 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. Thus, unlike a scintillator made of one large crystal, detection signals are collected in units of detectors 21, that is, in units of pixels.

なお、点応答関数を求める都合上、検出器群２１Ａは周期構造を持っていることが望ましい。そうでない場合、一つ一つのピクセルについて点応答関数を求めることになる。 For convenience of obtaining the point response function, the detector group 21A preferably has a periodic structure. Otherwise, a point response function is determined for each pixel.

なお、カメラ１１に用いられる検出器２１（検出器群２１Ａ）は、図２に示すようにピクセルごとに区切られたものに限られず、図３から図７に示す検出器（検出器群２１Ｂ，２１Ｃ，２１Ｄ，２１Ｅ）を用いてもよい。 The detector 21 (detector group 21A) used in the camera 11 is not limited to the one divided for each pixel as shown in FIG. 2, and the detectors (detector group 21B, 21C, 21D, 21E) may be used.

図３は、ピクセル型の検出器の別の例を示す斜視図である。 FIG. 3 is a perspective view showing another example of a pixel-type detector.

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。 In the detector (detector group 21B) shown in FIG. 3, the common electrode 22c is disposed 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.

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。 Next, modified examples of the detector (detector group 21B) shown in FIG. 3 are shown in FIGS.

図４は、別のピクセル型の検出器の第一の変形例の入射面側を示す斜視図であり、図５は、別のピクセル型の検出器の第一の変形例の入射面の反対面側を示す斜視図である。 FIG. 4 is a perspective view showing the incident surface side of the first modification of another pixel type detector, and FIG. 5 is the opposite of the incident surface of the first modification of another pixel type detector. It is a perspective view which shows the surface side.

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。 The detector (detector group 21C) shown in FIGS. 4 and 5 has a common electrode 22c disposed on the entire incident surface 21f side of 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, it has a structure divided into individual detectors by grooves formed by dicing.

図６は、別のピクセル型の検出器の第二の変形例を示す斜視図である。 FIG. 6 is a perspective view showing a second modification of another pixel-type detector.

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）。 In the detector (detector group 21D) shown in FIG. 6, 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. Arranged. 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. A crossed portion of the anode electrode 22e and the cathode electrode 22f forms one detector (see Japanese Patent Application Laid-Open No. 2004-125757).

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。 FIG. 7 is a perspective view showing a pixel-type scintillator detector.

また、検出器の構造は図７に示す検出器（検出器群２１Ｅ）のように、シンチレータ２１ｇとフォトダイオード２１ｈからなるピクセル単位に区切って構成されたシンチレータ検出器でもよい。 Moreover, the structure of the detector may be a scintillator detector configured to be divided into pixel units composed of a scintillator 21g and a photodiode 21h as in the detector (detector group 21E) shown in FIG.

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。 In this case, the side surface of each scintillator 21g is surrounded by a light shielding material (not shown). Further, as a modification of the scintillator detector shown in FIG. 7, the scintillator detector may be composed of a scintillator 21g divided for each pixel and a position-sensitive photomultiplier tube (PSPMT).

＜コリメータ＞
次に、カメラ１１に用いられるコリメータ２６について、図８および図９を用いて説明する。 <Collimator>
Next, the collimator 26 used in the camera 11 will be described with reference to FIGS.

図８は、本実施形態の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り、図９は、本実施形態のＳＰＥＣＴ装置に用いるコリメータの１つの貫通穴と検出器の配置を放射線照射方向から見た図である。 FIG. 8 is a perspective view showing a collimator built in the camera used in the SPECT apparatus of this embodiment, and FIG. 9 shows radiation arrangement of one through hole and detector of the collimator used in the SPECT apparatus of this embodiment. It is the figure seen from the direction.

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穴２７を有し、貫通穴２７は碁盤目状に配置されている。また、各貫通穴２７は、セプタ２８によって仕切られている。 The collimator 26 is made of lead, and has a through-hole 27 in a direction that can be seen when viewed from the vertical direction with respect to the incident surface 21 f of the detector 21. The through-hole 27 is arranged in a grid pattern. Each through hole 27 is partitioned by a septa 28.

図９に示すように、本実施形態のＳＰＥＣＴ装置１に用いるコリメータ２６は、１つの貫通穴２７に対しＭ個分の検出器２１が含まれる構成となっている（図９では、１つの貫通穴２７に対し４個分の検出器２１を含む構成の場合を示す）。なお、Ｍは整数でなくてもよい。以下、本実施形態のＳＰＥＣＴ装置１に用いるコリメータ２６は、検出器の入射面に対して垂直方向から平面視した際、１つの貫通穴２７に対し４個分の検出器２１を含む構成であるとして、説明する。 As shown in FIG. 9, the collimator 26 used in the SPECT apparatus 1 of the present embodiment is configured to include M detectors 21 for one through hole 27 (in FIG. 9, one through hole). (In the case of a configuration including four detectors 21 with respect to the hole 27). Note that M may not be an integer. Hereinafter, the collimator 26 used in the SPECT apparatus 1 of the present embodiment is configured to include four detectors 21 for one through hole 27 when seen in a plan view from a direction perpendicular to the incident surface of the detector. Will be described.

また、本実施形態のＳＰＥＣＴ装置１に用いるコリメータ２６のセプタ２８は、図９に示すように、検出器２１の入射面２１ｆに対して垂直方向から平面視した際、この検出器２１同士の間の境界線３０上に配置される。 Further, as shown in FIG. 9, the septa 28 of the collimator 26 used in the SPECT apparatus 1 of the present embodiment is located between the detectors 21 when viewed from the vertical direction with respect to the incident surface 21 f of the detector 21. Arranged on the boundary line 30.

＜点応答関数＞
次に、図９に示すコリメータにおける点応答関数について考察する。ここでは、簡単のために図１０に示すように１次元体系にて議論する。実際の検出器及びコリメータは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。 <Point response function>
Next, the point response function in the collimator shown in FIG. 9 will be considered. Here, for the sake of simplicity, a one-dimensional system will be discussed as shown in FIG. The actual detector and collimator are two-dimensional, and this one-dimensional consideration may be extended to two dimensions.

図１１にその点応答関数の一例を示す。図１１は、図１０の１次元体系において点線源４０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、セプタ２８及び検出器２１はガンマ線を完全に吸収すると仮定している。検出器２１は１.４mmピッチで、セプタ２８は２.８mmピッチで配置し、セプタ長ｌは２６mm、コリメータと点線源間距離Ｌを１００mmとしている。図１１より、セプタ２８の陰になる検出器２１とそうでない検出器２１が交互にあり、応答関数が複雑なことが分かる。 FIG. 11 shows an example of the point response function. FIG. 11 shows the desired solid angle (proportional to the sensitivity) of each detector 21 from the point source 40 in the one-dimensional system of FIG. 10, and it is assumed that the septa 28 and the detector 21 completely absorb gamma rays. Yes. The detectors 21 are arranged at a pitch of 1.4 mm, the septa 28 are arranged at a pitch of 2.8 mm, the septa length l is 26 mm, and the distance L between the collimator and the point source is 100 mm. From FIG. 11, it can be seen that the detector 21 behind the scepter 28 and the detector 21 that is not so are alternately arranged, and the response function is complicated.

筆者らの考察により、本点応答関数は２種の応答関数の重ね合わせであり、それぞれ分けて考えることにより、本コリメータの点応答関数が簡易的に理解できることを以下に示す。 Based on the considerations of the authors, this point response function is a superposition of two types of response functions, and it will be shown below that the point response function of this collimator can be easily understood by considering them separately.

図１０に示すように、検出器２１をコリメータの貫通穴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）に分けて考える。すると図１１の点応答関数は図１２のように２種の台形状の点応答関数であることが分かる。図１１と図１２は全く同じ点応答関数を単に左右の検出器群で分けて曲線表示しただけである。 As shown in FIG. 10, the detector 21 is divided into a right detector group (right detector group 21R) and a left detector group (left detector group 21L) in the through hole 27 of the collimator. Then, it can be seen that the point response functions of FIG. 11 are two types of trapezoidal point response functions as shown in FIG. FIG. 11 and FIG. 12 simply show the same point response function as a curve by dividing the left and right detector groups.

また、図１３に示すように、左右の検出器群で視野角が異なっている。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、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１２の２種の点応答関数は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、この視野角の差異によるものである。 Moreover, as shown in FIG. 13, the viewing angle differs between the left and right detector groups. 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 the field of view by the right detector group 21R is tilted to the left with respect to the direction perpendicular to the detector surface. The two types of point response functions in FIG. 12 are trapezoidal point response functions, and the shift from the origin (x = 0) where the radiation source is located is due to the difference in viewing angle.

以上の考察により、１つの貫通穴２７に対し４個分の検出器２１を含む構成におけるプラナー画像は、ｘ軸及びｙ軸のそれぞれで、２種の視野角の異なる画像の重ね合わせである。言い換えれば、本コリメータ構成において、貫通穴２７に対して対称な位置同士の検出器群のデータを使用して、４種のプラナー画像に分離することが可能である。この時、４種のプラナー画像はそれぞれ視野角の異なる画像となる。それぞれの画像は検出器ピッチの２倍のピッチで画像化してもよいが、画素値の無い中間の画素を両隣りの画素値で補間（平均値を取る等）してもよい。また、拡張すれば、貫通穴２７に対してＭ個の検出器２１を含む場合は、Ｍ個の視野角の異なるプラナー画像を得ることができる。これは画像数が最大Ｍ個取れることを意味しており、それらを束ねてＭ個以下の画像を得ることも可能である。Ｍ個のプラナー画像全てを用いずに一部のプラナー画像を用いても良い。 Based on the above considerations, the planar image in the configuration including four detectors 21 for one through hole 27 is a superposition of two images with different viewing angles on each of the x axis and the y axis. In other words, in this collimator configuration, it is possible to separate into four types of planar images using data of detector groups at positions symmetrical to the through hole 27. At this time, the four types of planar images are images with different viewing angles. Each image may be imaged at a pitch twice the detector pitch, but an intermediate pixel having no pixel value may be interpolated (by taking an average value, etc.) with pixel values on both sides. Further, if expanded, when M detectors 21 are included in the through hole 27, M planar images having different viewing angles can be obtained. This means that a maximum of M images can be taken, and it is possible to obtain M images or less by bundling them. A part of the planar images may be used without using all the M planar images.

尚、貫通穴２７に対してＭ個の検出器２１を含む場合に、貫通穴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）の対応関係について詳述する。上記では、前記コリメータ２６の前記貫通穴２７に対して対称な位置の検出器群２１Ｒ，２１Ｌとして説明した。検出器群２１Ｒ，２１Ｌは、貫通穴２７に含まれるＭ個の検出器２１を複数のパターン化した関係で特定し、異なる貫通穴２７について同じパターン（区分）に属する検出器２１を纏めた検出器群であるとも言える。また、検出器群２１Ｒ，２１Ｌは、コリメータ２６のセプタ２８と検出器２１との配置位置の関係でパターン化（規則性の有る事象に区分け）し、異なる貫通穴２７について同じパターン（区分）に属する検出器２１を纏めた検出器である。また、検出器又はセプタなどと線源との配置位置の関係でパターン化しても良い。また、被検体の体軸を考慮してパターン化しても良い。 When the M detectors 21 are included in the through hole 27, the right detector group (right detector group 21R) and the left detector group (left detector group 21L) in the through hole 27 are included. The correspondence will be described in detail. In the above description, the detector groups 21R and 21L are symmetrically positioned with respect to the through hole 27 of the collimator 26. The detector groups 21R and 21L identify the M detectors 21 included in the through holes 27 by a plurality of patterned relationships, and collectively detect the detectors 21 belonging to the same pattern (section) with respect to different through holes 27. It can be said that it is a group of vessels. In addition, the detector groups 21R and 21L are patterned (divided into events having regularity) according to the arrangement position of the septa 28 and the detector 21 of the collimator 26, and different through holes 27 are arranged in the same pattern (segment). It is a detector in which the detectors 21 to which it belongs are collected. Further, patterning may be performed based on the relationship between the position of the detector or the septa and the radiation source. Further, the pattern may be formed in consideration of the body axis of the subject.

＜分解能及び画質＞
次に、上記により分離したそれぞれのプラナー画像の空間分解能を考察する。比較のために、図９及び図１０に示すコリメータと検出器配置に置いて、貫通穴２７に含まれる検出器２１を分離せずに一つの検出器と考えた場合の点応答関数を図１４に示す。図１４には比較のために図１２左右検出器群の点応答関数も合わせて表示している。図１４から、通穴２７に含まれる検出器２１を分離せずに一つの検出器と考えた場合（一体検出器）の点応答関数が、左右の検出器群の応答関数を足し合わせたもので有ることが分かる。 <Resolution and image quality>
Next, the spatial resolution of each planar image separated as described above will be considered. For comparison, FIG. 14 shows a point response function when the detector 21 included in the through hole 27 is considered as one detector without being separated from the collimator and the detector arrangement shown in FIGS. Shown in FIG. 14 also shows the point response functions of the left and right detector groups in FIG. 12 for comparison. From FIG. 14, the point response function when the detector 21 included in the through hole 27 is considered as one detector without being separated (integrated detector) is the sum of the response functions of the left and right detector groups. I understand that it is.

本応答関数を最大値で規格化し、右の検出器群の応答関数の重心が原点に来るようにｘ軸方向にシフトしたグラフを図１５に示す。図１５から、一体検出器と比較して右検出器群２１Ｒの点応答関数は、ＦＷＨＭ（full width at half maximum、半値全幅）は等しいが、ＦＷＴＭ（full width at tenth maximum、１／１０全幅）が小さいことが分かる。ＦＷＨＭが等しいことは、分解能が等しいことを意味しているが、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良い画像を提供できることを意味している。つまり、左右の検出器群毎のプラナー画像は、一体検出器（分離せずに束ねたもの）と比較して、切れが良く（境界がシャープ）でコントラストの良い（濃淡がはっきりした）画像であることが分かる。 FIG. 15 shows a graph obtained by normalizing this response function with the maximum value and shifting it in the x-axis direction so that the center of gravity of the response function of the right detector group comes to the origin. From FIG. 15, the point response function of the right detector group 21R is equal to FWHM (full width at half maximum), but FWTM (full width at tenth maximum, 1/10 full width) compared to the integrated detector. Is small. When FWHM is equal, it means that the resolution is equal, but when FWTM is small, it means that an image with good contrast can be provided with a small spread of data to the periphery. In other words, the planar image for each detector group on the left and right is an image that is sharper (sharp border) and has better contrast (shades in contrast) than the integrated detector (bundled without separation). I understand that there is.

本発明により、コリメータの貫通穴に対し複数の検出器が含まれる構成において、プラナー画像を提供することができる。このコリメータの貫通穴に対し複数の検出器が含まれる構成では、コリメータの貫通穴を大きくすることが可能であり、言い換えれば感度が向上するが、従来技術ではサイドローブの発生によりプラナー画像化が困難であった。本発明は、プラナー画像化の問題を解決するものである。 According to the present invention, a planar image can be provided in a configuration in which a plurality of detectors are included in the through hole of the collimator. In a configuration in which a plurality of detectors are included for the through-hole of the collimator, it is possible to enlarge the through-hole of the collimator, in other words, the sensitivity is improved, but in the prior art, planar imaging is caused by the generation of side lobes. It was difficult. The present invention solves the problem of planar imaging.

また、本発明により、視野角の異なる複数のプラナー画像を得るので、従来の一つの画像より診断精度向上が期待される。一視野では陰になっていたものが、分離できる等の効果がある。 In addition, since a plurality of planar images having different viewing angles are obtained according to the present invention, diagnostic accuracy is expected to be improved compared to a single conventional image. There is an effect that what is shaded in one field of view can be separated.

更に、本発明により、高画質なプラナー画像が提供可能である。点応答関数のＦＷＴＭを向上するので、切れの良いコントラストの良い画像が提供され、診断精度の向上が期待される。 Furthermore, the present invention can provide a high-quality planar image. Since the FWTM of the point response function is improved, a sharp and high-contrast image is provided, and an improvement in diagnostic accuracy is expected.

≪第二実施形態≫
第一の実施形態においては、複数のプラナー画像を提供したが、本第二の実施形態においては、統合した一つのプラナー画像を提供する。第二の実施形態のハード構成は、第一の実施形態と同様であり、複数のプラナー画像を提供することも同様である。 << Second Embodiment >>
In the first embodiment, a plurality of planar images are provided. In the second embodiment, one integrated planar image is provided. The hardware configuration of the second embodiment is the same as that of the first embodiment, and providing a plurality of planar images is also the same.

統合画像を得る最も簡単な方法は、図１２に示すような点線源の場合、単純に台形の応答関数が重なるように左右検出器群の応答関数をシフトして加算すれば良い。シフト加算した点応答関数（統合プラナー画像）を図１６に示す。図１６より、シフト加算した点応答関数のＦＷＨＭ及びＦＷＴＭは、シフト加算前と変わらないが、感度（縦軸）が向上している。従って、得られた統合プラナー画像は、分解能的には変化ないが、得られるデータ量が増えるためにノイズが抑制されたものとなる。 In the case of a point source as shown in FIG. 12, the simplest method for obtaining an integrated image is to simply shift and add the response functions of the left and right detector groups so that the trapezoidal response functions overlap. FIG. 16 shows a point response function (integrated planar image) after shift addition. From FIG. 16, the FWHM and FWTM of the point response function after the shift addition are the same as before the shift addition, but the sensitivity (vertical axis) is improved. Therefore, although the obtained integrated planar image does not change in terms of resolution, noise is suppressed because the amount of data to be obtained increases.

また、以下の考察から、統合プラナー画像を得るために使用したシフト量から点線源のコリメータ表面からの距離を推定することが可能である。 Further, from the following consideration, it is possible to estimate the distance of the point source from the collimator surface from the shift amount used to obtain the integrated planar image.

＜プラナー画像の深さ情報＞
コリメータと点線源間距離を変えた時の点応答関数を図１７（Ｌ＝５０mm），図１８（Ｌ＝２００mm）に示す。図１７，図１８及び図１２（Ｌ＝１００mm）より、点線源がコリメータから離れるに従い、分解能（ＦＷＨＭ）が大きくなると共に、左右の検出器群の台形の点応答関数間の距離が大きくなっていることが分かる。そこで、左右の検出器群の台形の点応答関数の重心間距離（前述のシフト量の２倍）とコリメータ−点線源間距離の関係を図１９に示す。図１９より、点線源のコリメータからの距離と点応答関数の重心間距離は比例関係に有ることが分かる。言い換えると、左右の検出器群毎にプラナー画像を得て、上述の手法等を用いて推定したシフト量から線源の深さ情報（コリメータからの距離）を得ることが可能である。 <Depth information of the planar image>
FIG. 17 (L = 50 mm) and FIG. 18 (L = 200 mm) show the point response functions when the distance between the collimator and the point source is changed. As shown in FIGS. 17, 18 and 12 (L = 100 mm), as the point source moves away from the collimator, the resolution (FWHM) increases and the distance between the trapezoidal point response functions of the left and right detector groups increases. I understand that. Accordingly, FIG. 19 shows the relationship between the distance between the centers of gravity of the trapezoidal point response functions of the left and right detector groups (twice the aforementioned shift amount) and the distance between the collimator and the point source. From FIG. 19, it can be seen that the distance from the collimator of the point source and the distance between the centroids of the point response function are in a proportional relationship. In other words, it is possible to obtain a planar image for each of the left and right detector groups and obtain the depth information (distance from the collimator) of the radiation source from the shift amount estimated using the above-described method or the like.

統合画像を得るための別の方法として、画像の類似性を検出し、一致した部分をシフト加算することも可能である。具体的には、画像の凸部分や凹部分又は急激に画素値が変化する部分を抽出して、左右の検出器群のプラナー画像間で、一致する部分を見付けて、一致する画像間の中央位置に両者を足し合わせれば良い。この時、一致判断する領域は、被検体の深さが１５０mmであれば、図１９から５mm以内の領域である。また、左右のプラナー画像はそれぞれシフトしている方向が決まっている（右検出器群のプラナー画像は右にシフトしている）ので、その反対方向に一致判定領域を設定すれば良い。 As another method for obtaining an integrated image, it is possible to detect the similarity of images and shift-add the matched portions. Specifically, by extracting the convex part or concave part of the image or the part where the pixel value changes abruptly, the matching part is found between the planar images of the left and right detector groups, and the center between the matching images is found. Add both to the position. At this time, the area to be determined to match is an area within 5 mm from FIG. 19 if the depth of the subject is 150 mm. In addition, since the left and right planar images each have a determined shifting direction (the planar image of the right detector group is shifted to the right), the coincidence determination region may be set in the opposite direction.

統合画像を得る方法は上記に限定されない。例えば画像再構成を実施してもよい。上述の式（１）から、逐次近似再構成法等（ＭＬＥＭ法，ＯＳＥＭ法，ＭＡＰ法等）を用いて画像を再構成し、その投影データとしてプラナー画像を得ることもできる。このように、複数のプラナー画像から、その他画像処理を駆使して統合画像を得ればよく、その手法は限定されるものではない。 The method for obtaining the integrated image is not limited to the above. For example, image reconstruction may be performed. From the above equation (1), it is also possible to reconstruct an image using a successive approximation reconstruction method or the like (MLEM method, OSEM method, MAP method, etc.) and obtain a planar image as projection data. As described above, an integrated image may be obtained from a plurality of planar images by using other image processing, and the method is not limited.

更に、推定した深さ情報（シフト量）から、図１２，図１７，図１８に示すような点応答関数を特定することが可能である。点応答関数が特定できれば、その重ね合わせであるプラナー画像は、点応答関数の広がりを補正することにより、より分解能の高い画像となる。例えば、上記の逐次近似再構成法等を用いて画像を再構成する際に、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とが可能である。 Furthermore, it is possible to specify a point response function as shown in FIGS. 12, 17, and 18 from the estimated depth information (shift amount). If the point response function can be specified, the planar image, which is the superposition of the point response function, becomes an image with higher resolution by correcting the spread of the point response function. For example, when the image is reconstructed using the above-described successive approximation reconstruction method or the like, the spatial resolution can be corrected by incorporating the point response function of the detector i into the successive approximation image reconstruction.

第一及び第二の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、コリメータや検出器でのガンマ線の反応確率を考慮すべきで、体系的にもコリメータの厚みや検出器の隙間を考慮したより厳密な点応答関数を使用することが有効である。また、本簡易計算では立体角を求めたが、より厳密には、レイトレース法やモンテカルロシミュレーションを利用して検出確率を求めることもできる。もちろんシミュレーションデータではなく実測値を使用することも可能である。 The point response functions used in the first and second embodiments are based on simple calculations in order to explain the essence of the present invention. In practice, the response probability of gamma rays in the collimator and detector should be considered. It is effective to use a more strict point response function considering the thickness of the collimator and the gap of the detector systematically. In this simple calculation, the solid angle is obtained, but more strictly, the detection probability can be obtained by using the ray tracing method or the Monte Carlo simulation. Of course, it is also possible to use actually measured values instead of simulation data.

図２０は、検出器とコリメータ間の隙間を考慮して、立体角から点応答関数を求めたものである。図２０は、コリメータと検出器間の隙間を５mmとし、その他の体系は図１１と同様である。具体的には、検出器２１は１.４mmピッチで、セプタ２８は２.８mmピッチで配置し、セプタ長ｌは２６mm、コリメータと点線源間距離Ｌを１００mmとしている。右検出器群及び左検出器群共に、サイドローブが発生していることが分かる。これはコリメータと検出器間の隙間を通ったガンマ線が検出されるためである。このサイドローブは空間分解能や画質を劣化させるが、上記のように点応答関数を考慮した画像処理（空間分機能補正）により改善が可能である。例えば、左右のプラナー画像で最大の画素値の周辺で画像の類似性を検出し、シフト量（深さ情報）を推定して点応答関数からその広がり及びサイドローブを補正し、順次画素値の大きい順に上記処理を実行することにより、サイドローブの補正された画像を取得することが可能である。画像の類似性を検出する際には、最大の画素値の周辺で検出する他、ある所定値以上の画素値で検出したり、画素値の変化量や変化率で検出するなど、画素値の分布から画像の類似性を検出しても良い。また、類似性の判定は、波形のパターン認識としてフーリエ変換やウェーブレット変換を適用して判別しても良い。シフト量を推定する際には、複数の検出器群による複数のプラナー画像の間の重心距離を求めるが、重心を求める元となるデータ範囲は類似性で用いた基準の範囲のデータを用いても良いし、類似性で用いた基準の範囲のデータとは異なる範囲のデータを用いても良い。サイドローブを補正する際には、類似性を検出する際に利用した範囲外のデータを無視したり、類似性で用いた基準の範囲のデータとは異なる範囲のデータを用いたり、複数の前記検出器群の複数のプラナー画像の差分を取って所定値以上となる部分のデータを無視したりしても良い。 FIG. 20 shows a point response function obtained from a solid angle in consideration of the gap between the detector and the collimator. In FIG. 20, the gap between the collimator and the detector is 5 mm, and the other system is the same as FIG. Specifically, the detectors 21 are arranged at a pitch of 1.4 mm, the septa 28 are arranged at a pitch of 2.8 mm, the septa length l is 26 mm, and the distance L between the collimator and the point source is 100 mm. It can be seen that side lobes are generated in both the right detector group and the left detector group. This is because gamma rays passing through the gap between the collimator and the detector are detected. Although this side lobe degrades the spatial resolution and image quality, it can be improved by image processing (spatial function correction) in consideration of the point response function as described above. For example, image similarity is detected around the maximum pixel value in the left and right planar images, the shift amount (depth information) is estimated, the spread and side lobe are corrected from the point response function, and the pixel values are sequentially By executing the above processing in descending order, it is possible to obtain an image with side lobe corrected. When detecting the similarity of images, in addition to detecting around the maximum pixel value, it is possible to detect with a pixel value greater than a certain predetermined value, or detect with a change amount or rate of change of the pixel value. You may detect the similarity of an image from distribution. The similarity may be determined by applying Fourier transform or wavelet transform as waveform pattern recognition. When estimating the shift amount, the center-of-gravity distance between a plurality of planar images by a plurality of detector groups is obtained, but the data range from which the center of gravity is obtained is based on the reference range data used for similarity. Alternatively, data in a range different from the data in the reference range used for similarity may be used. When correcting the side lobe, the data outside the range used when detecting the similarity is ignored, the data in the range different from the reference range data used in the similarity is used, The difference between the plurality of planar images of the detector group may be taken, and the data of a portion that is a predetermined value or more may be ignored.

図２１にデータ処理装置１２の画像処理のフローを示す。上述した各種処理をデータ処理装置１２にて実行する。Step１で、コリメータの複数の貫通穴に対して対称な位置の検出器を検出器群として特定する。Step２で、検出器群毎に放射線測定データからプラナー画像を出力する。Step１，２で終了しても良いし、Step３〜６を行っても良い。Step３で、予め求めておいた点線源のコリメータからの距離と点応答関数のシフト量との関係を用い、前記画素毎の平行移動量から奥行き情報を推定する。Step４で、画素毎の平行移動量から、画素毎の点応答関数を推定し前記プラナー画像及び前記統合プラナー画像を補正する。Step５で、複数の前記検出器群の放射線測定データから作成した複数のプラナー画像について画素値の分布から画像の類似性を検出し、前記検出器群のプラナー画像の前記奥行き情報を推定して、前記プラナー画像を補正する。Step６で、複数の検出器群毎のプラナー画像を画素毎に平行移動して重ね合わせることにより統合プラナー画像を出力する。Step６の統合プラナー画像は、Step４又はStep５の画像補正を行った後に重ね合わせて統合プラナー画像を出力しても良い。 FIG. 21 shows a flow of image processing of the data processing device 12. Various processes described above are executed by the data processing device 12. In Step 1, detectors at positions symmetrical to the plurality of through holes of the collimator are specified as a detector group. In Step 2, a planar image is output from the radiation measurement data for each detector group. Steps 1 and 2 may be completed, or Steps 3 to 6 may be performed. In Step 3, depth information is estimated from the translation amount for each pixel using the relationship between the distance from the collimator of the point source and the shift amount of the point response function obtained in advance. In Step 4, the point response function for each pixel is estimated from the parallel movement amount for each pixel, and the planar image and the integrated planar image are corrected. In Step 5, image similarity is detected from a distribution of pixel values for a plurality of planar images created from radiation measurement data of the plurality of detector groups, and the depth information of the planar images of the detector groups is estimated, The planar image is corrected. In Step 6, an integrated planar image is output by translating and superimposing the planar images for each of the plurality of detector groups for each pixel. The integrated planar image in Step 6 may be output after being subjected to the image correction in Step 4 or Step 5 and superimposed.

上記考察のように、点応答関数を正確に求めて、空間分解能補正処理を実施することが画質改善には有効である。 As described above, it is effective for improving the image quality to accurately obtain the point response function and perform the spatial resolution correction process.

本発明により、データ量の多い統合画像を得ることができる。データ量が多いので、統計的な揺らぎの小さい高画質な画像を提供可能であり、診断精度の向上に寄与する。また、統合画像は、更に異なる視野角のプラナー画像であり、視野角の異なる画像が増えることにより、診断精度向上が期待される。一視野では陰になっていたものが、分離できる等の効果がある。 According to the present invention, an integrated image with a large amount of data can be obtained. Since the amount of data is large, it is possible to provide high-quality images with small statistical fluctuations, which contributes to improved diagnostic accuracy. Further, the integrated image is a planar image with different viewing angles, and an improvement in diagnostic accuracy is expected by increasing the number of images with different viewing angles. There is an effect that what is shaded in one field of view can be separated.

また、本発明により、統合画像を得る際に深さ情報を推定することができる。プラナー画像に深さ情報が付くことにより、疑似的な断層画像を提供できる。深さ情報により、例えば腫瘍の位置をより正確に判定可能であり、診断精度が向上する。 Further, according to the present invention, depth information can be estimated when an integrated image is obtained. By attaching depth information to the planar image, a pseudo tomographic image can be provided. Based on the depth information, for example, the position of the tumor can be determined more accurately, and the diagnostic accuracy is improved.

更に、本発明により、推定した深さ情報（シフト量）から点応答関数を推定し、空間分解能補正を実施可能であり、空間分解能の向上した高画質な画像を提供可能である。もちろん、空間分解能及び画質の向上により、診断精度が向上する。 Furthermore, according to the present invention, it is possible to estimate a point response function from the estimated depth information (shift amount) and perform spatial resolution correction, and to provide a high-quality image with improved spatial resolution. Of course, diagnostic accuracy is improved by improving spatial resolution and image quality.

第一及び第二の実施形態においては、プラナー画像の取得方法に関してのみ考察したが、これをＳＰＥＣＴ撮像に展開することが可能である。ＳＰＥＣＴ撮像においては、カメラ１１Ａを回転して複数の投影角にてプラナー画像を取得し、画像再構成により断層像を得るが、本発明により一つのプラナー撮像で、複数の視野角の異なるプラナー画像を取得できるので、ＳＰＥＣＴ撮像のステップ数を減らすことが可能である。ステップ数を減らすことは、画像の撮像時間の短縮を可能とする。また、ステップ数を減らさずに、撮像すれば、投影角（視野角）の多い、より高分解能な画像を得ることが可能である。 In the first and second embodiments, only the method for acquiring a planar image has been considered, but this can be expanded to SPECT imaging. In SPECT imaging, the camera 11A is rotated to obtain a planar image at a plurality of projection angles, and a tomographic image is obtained by image reconstruction. However, according to the present invention, a plurality of planar images having different viewing angles are obtained. Therefore, the number of SPECT imaging steps can be reduced. Reducing the number of steps makes it possible to shorten the image capturing time. Further, if an image is taken without reducing the number of steps, it is possible to obtain an image with a higher projection angle (viewing angle) and higher resolution.

なお、本発明は上記した実施例に限定されるものではなく、様々な変形例が含まれる。例えば、上記した実施例は本発明を分かりやすく説明するために詳細に説明したものであり、必ずしも説明した全ての構成を備えるものに限定されるものではない。また、ある実施例の構成の一部を他の実施例の構成に置き換えることが可能であり、また、ある実施例の構成に他の実施例の構成を加えることも可能である。また、各実施例の構成の一部について、他の構成の追加・削除・置換をすることが可能である。 In addition, this invention is not limited to an above-described Example, Various modifications are included. For example, the above-described embodiments have been described in detail for easy understanding of the present invention, and are not necessarily limited to those having all the configurations described. In addition, a part of the configuration of a certain embodiment can be replaced with the configuration of another embodiment, and the configuration of another embodiment can be added to the configuration of a certain embodiment. Further, it is possible to add, delete, and replace other configurations for a part of the configuration of each embodiment.

また、上記の各構成，機能，処理部，処理手段等は、それらの一部又は全部を、例えば集積回路で設計する等によりハードウェアで実現してもよい。また、上記の各構成，機能等は、プロセッサがそれぞれの機能を実現するプログラムを解釈し、実行することによりソフトウェアで実現してもよい。各機能を実現するプログラム，テーブル，ファイル，測定情報，算出情報等の情報は、メモリや、ハードディスク，ＳＳＤ（Solid State Drive）等の記録装置、または、ＩＣカード，ＳＤカード，ＤＶＤ等の記録媒体に置くことができる。よって、各処理，各構成は、処理部，処理ユニット，プログラムモジュールなどとして各機能を実現可能である。 Each of the above-described configurations, functions, processing units, processing means, and the like may be realized by hardware by designing a part or all of them with, for example, an integrated circuit. Further, each of the above-described configurations, functions, and the like may be realized by software by interpreting and executing a program that realizes each function by the processor. Information such as programs, tables, files, measurement information, and calculation information for realizing each function is stored in a recording device such as a memory, a hard disk, or an SSD (Solid State Drive), or a recording medium such as an IC card, an SD card, or a DVD. Can be put in. Therefore, each process and each configuration can realize each function as a processing unit, a processing unit, a program module, and the like.

１ＳＰＥＣＴ装置（放射線撮像装置）
１０ガントリ
１１Ａ，１１Ｂカメラ（撮像装置）
１２データ処理装置（位置情報推定手段，点応答関数計算手段，空間分解能補正手段）
１３表示装置
１４ベッド
１５被検者
２１検出器
２１Ａ，２１Ｂ，２１Ｃ，２１Ｄ，２１Ｅ検出器群
２１Ｒ右検出器群
２１Ｌ左検出器群
２１ｆ入射面
２１ｇシンチレータ
２１ｈフォトダイオード
２２ａ，２２ｂ，２２ｄ，２２ｅ，２２ｆ電極
２２ｃ共通電極
２３検出器基板
２４ＡＳＩＣ基板
２５ＡＳＩＣ（放射線計測回路）
２６コリメータ
２７貫通穴
２８セプタ
２９遮光・γ線・電磁シールド
３０境界線
４０点線源 1 SPECT equipment (radiation imaging equipment)
10 Gantry 11A, 11B Camera (imaging device)
12 Data processing device (position information estimation means, point response function calculation means, spatial resolution correction means)
13 Display device 14 Bed 15 Subject 21 Detector 21A, 21B, 21C, 21D, 21E Detector group 21R Right detector group 21L Left detector group 21f Incident surface 21g Scintillator 21h Photodiodes 22a, 22b, 22d, 22e, 22f electrode 22c common electrode 23 detector board 24 ASIC board 25 ASIC (radiation measurement circuit)
26 Collimator 27 Through-hole 28 Septa 29 Shading / γ-ray / electromagnetic shield 30 Boundary line 40 Point source

Claims

放射線を測定する検出器と、
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穴を有し、前記貫通穴には、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、前記放射線の入射方向を制限するコリメータを有し、
前記コリメータの複数の前記貫通穴に対して対称な位置の検出器を検出器群とし、前記検出器群毎に放射線測定データからプラナー画像を出力するデータ処理装置を有することを特徴とする放射線撮像装置。 A detector for measuring radiation;
When viewed in plan from the vertical direction with respect to the radiation incident surface of the detector, the through hole has a through hole in a direction that can be seen, and the through hole has a plurality of holes when viewed in plan from the vertical direction. The detector is arranged and has a collimator for restricting the incident direction of the radiation,
A radiation imaging apparatus comprising: a data processing device that outputs a planar image from radiation measurement data for each of the detector groups, the detectors being symmetrically positioned with respect to the plurality of through-holes of the collimator. apparatus.

複数の検出器群毎の前記プラナー画像を平行移動した平行移動量から線源の奥行き情報を推定することを特徴とする請求項１記載の放射線撮像装置。 The radiation imaging apparatus according to claim 1, wherein depth information of a radiation source is estimated from a translation amount obtained by translating the planar image for each of a plurality of detector groups.

複数の検出器群毎の前記プラナー画像を平行移動した平行移動量から、画素毎の点応答関数を推定し前記プラナー画像及び前記統合プラナー画像を補正することを特徴とする請求項１記載の放射線撮像装置。 The radiation according to claim 1, wherein a point response function for each pixel is estimated from a translation amount obtained by translating the planar image for each of a plurality of detector groups, and the planar image and the integrated planar image are corrected. Imaging device.

複数の前記検出器群の放射線測定データから作成した複数のプラナー画像について画素値の分布から画像の類似性を検出し、前記検出器群のプラナー画像の前記奥行き情報を推定して、前記プラナー画像を補正することを特徴とする請求項１記載の放射線撮像装置。 A plurality of planar images created from radiation measurement data of the plurality of detector groups, image similarity is detected from a distribution of pixel values, the depth information of the planar images of the detector groups is estimated, and the planar image The radiation imaging apparatus according to claim 1, wherein:

複数の検出器群毎の前記プラナー画像を画素毎に平行移動して重ね合わせることにより統合プラナー画像を出力することを特徴とする請求項１乃至４のいずれかに記載の放射線撮像装置。 5. The radiation imaging apparatus according to claim 1, wherein an integrated planar image is output by translating and overlapping the planar image for each of a plurality of detector groups for each pixel.

セプタで仕切られ、放射線を測定する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穴を有し、前記貫通穴には、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、前記放射線の入射方向を制限するコリメータの複数の前記貫通穴に対して対称な位置の検出器を検出器群とし、
前記検出器群毎に放射線測定データからプラナー画像を出力することを特徴とする放射線撮像装置の画像作成方法。 When viewed in plan from the vertical direction with respect to the radiation incident surface of the detector that measures radiation, which is partitioned by a septa, it has a through hole in a visible direction, and the through hole is viewed in plan from the vertical direction. At this time, a plurality of the detectors are arranged, and detectors at a position symmetrical to the plurality of through holes of the collimator for limiting the incident direction of the radiation are set as a detector group,
An image creation method for a radiation imaging apparatus, wherein a planar image is output from radiation measurement data for each detector group.

複数の検出器群毎の前記プラナー画像を平行移動した平行移動量から、画素毎の点応答関数を推定し前記プラナー画像及び前記統合プラナー画像を補正することを特徴とする請求項６記載の放射線撮像装置の画像作成方法。 The radiation according to claim 6, wherein a point response function for each pixel is estimated from a translation amount obtained by translating the planar image for each of a plurality of detector groups, and the planar image and the integrated planar image are corrected. An image creation method for an imaging apparatus.

複数の前記検出器群の放射線測定データから作成した複数のプラナー画像について画素値の分布から画像の類似性を検出し、前記検出器群のプラナー画像の前記奥行き情報を推定して、前記プラナー画像を補正することを特徴とする請求項６記載の放射線撮像装置の画像作成方法。 For the plurality of planar images created from the radiation measurement data of the plurality of detector groups, image similarity is detected from the distribution of pixel values, the depth information of the planar images of the detector groups is estimated, and the planar image The method of creating an image of the radiation imaging apparatus according to claim 6, wherein:

複数の検出器群毎の前記プラナー画像を画素毎に平行移動して重ね合わせることにより統合プラナー画像を出力することを特徴とする請求項６乃至８のいずれかに記載の放射線撮像装置の画像作成方法。 9. The image creation of a radiation imaging apparatus according to claim 6, wherein an integrated planar image is output by translating and overlapping the planar image for each of a plurality of detector groups for each pixel. Method.

セプタで仕切られ、放射線を測定する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穴を有し、前記貫通穴には、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、前記放射線の入射方向を制限するコリメータの複数の前記貫通穴に対して対称な位置の検出器を検出器群とし、
前記検出器群毎に放射線測定データからプラナー画像を出力し、
複数の検出器群毎の前記プラナー画像を画素毎に平行移動して重ね合わせることにより統合プラナー画像を出力し、
予め求めておいた点線源のコリメータからの距離と点応答関数のシフト量との関係を用い、前記画素毎の平行移動量から奥行き情報を推定することを特徴とするプラナー画像の奥行き位置推定方法。 When viewed in plan from the vertical direction with respect to the radiation incident surface of the detector that measures radiation, which is partitioned by a septa, it has a through hole in a visible direction, and the through hole is viewed in plan from the vertical direction. At this time, a plurality of the detectors are arranged, and detectors at a position symmetrical to the plurality of through holes of the collimator for limiting the incident direction of the radiation are set as a detector group,
Outputting a planar image from radiation measurement data for each detector group;
An integrated planar image is output by translating and overlapping the planar image for each of a plurality of detector groups for each pixel,
A depth position estimation method for a planar image characterized in that depth information is estimated from a parallel movement amount for each pixel using a relationship between a distance from a collimator of a point source obtained in advance and a shift amount of a point response function. .