(57)【要約】【課題】体動の影響を受ける部位およびその中でも特に有用な情報を持つ部位の体動の影響を補正した、より鮮明なエミッション画像情報を短時間に得ることができるＰＥＴ装置を提供する。【解決手段】ＰＥＴ薬剤に起因して体内で発生する第１γ線及びγ線源から放射されて体内を透過する第２γ線が放射線検出器で検出される。検出された第１γ線から得られた各情報を用いて関心領域および呼吸周期を区分した各体動位相区間０，１，２のそれぞれのエミッション画像情報（Ｅ画像情報）Ｅ0，Ｅ1，Ｅ2を作成する。検出された第２γ線から得られた各体動位相区間０，１，２のそれぞれのトランスミッション画像情報（Ｔ画像情報）Ｔ0，Ｔ1，Ｔ2を作成する。Ｔ画像情報Ｔ0に他のＴ画像情報Ｔ1，Ｔ2をそれぞれ重ね合わせることによって求まる相対変位［Ｆ10］，［Ｆ20］を算出する。この相対変位を用いてＥ画像情報Ｅ1，Ｅ2をＥ画像情報Ｅ0に重ね合わせる【選択図】  図１
2010169542.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検者を載せる寝台と、前記寝台のまわりに配置され、検出放射線のエネルギーに応じた信号を出力する複数の放射線検出器と、前記寝台のまわりで回転させられ、前記被検者から放出される第一放射線と異なるエネルギーを持つ第二放射線を前記被検者に照射する第二放射線発生手段と、前記被検者の体動位相情報を取得する手段と、前記第一放射線及び第二放射線に基づいて画像を作成する処理装置とを有し、
前記処理装置は、前記体動位相情報から各時刻における体動位相を区分する位相区間情報処理手段と、第一放射線情報と前記位相区間情報から各位相区間別に第一放射線断層画像を作成する第一画像作成手段と、前記位相区間別の第一放射線断層画像において関心領域を設定する手段と、前記関心領域内画像および前記位相区間別の第一放射線断層画像から体動位相区間の間の相対変位情報を求める相対変位情報演算手段と、第二放射線情報と前記位相区間情報から各位相区間別に第二放射線断層画像を作成する第二画像作成手段と、前記位相区間別の第二放射線断層画像から体動位相区間の間の相対変位情報を求める相対変位情報演算手段と、前記第一放射線断層画像から求めた体動位相区間の間の相対変位情報及び前記第二放射線断層画像から求めた体動位相区間の間の相対変位情報を用いて前記位相区間別の第一放射線断層画像から一つの位相区間画像への写像を演算する第一放射線断層画像写像演算手段と、前記各位相区間からの写像である複数の第一放射線断層画像を加算する画像加算手段とを備えたことを特徴とする陽電子放出型断層撮影装置。
【請求項２】
前記処理装置は、第二放射線断層画像から求めた体動位相区間の間の相対変位情報と、第一放射線断層画像から求めた体動位相区間の間の相対変位情報との重み付けを行う係数を設定する設定手段を有することを特徴とする請求項２に記載の陽電子放出型断層撮影装置。
【請求項３】
被検者を載せる寝台と、前記寝台のまわりに配置され、検出放射線のエネルギーに応じた信号を出力する複数の放射線検出器と、前記寝台のまわりで回転させられ、前記被検者から放出される第一放射線と異なるエネルギーを持つ第二放射線を前記被検者に照射する第二放射線発生手段と、前記被検者の体動位相情報を取得する手段と、前記第一放射線及び第二放射線に基づいて画像を作成する処理装置とを有する陽電子放出型断層撮影装置の断層画像情報作成方法において、
前記処理装置は、前記体動位相情報から各時刻における体動位相を区分し、第一放射線情報と前記位相区間情報から各位相区間別に第一放射線断層画像を作成し、前記位相区間別の第一放射線断層画像において関心領域を設定し、前記関心領域内画像および前記位相区間別の第一放射線断層画像から体動位相区間の間の相対変位情報を演算し、第二放射線情報と前記位相区間情報から各位相区間別に第二放射線断層画像を作成し、前記位相区間別の第二放射線断層画像から体動位相区間の間の相対変位情報を演算し、前記第一放射線断層画像から求めた体動位相区間の間の相対変位情報及び前記第二放射線断層画像から求めた体動位相区間の間の相対変位情報を用いて前記位相区間別の第一放射線断層画像から一つの位相区間画像への写像を演算し、前記各位相区間からの写像である複数の第一放射線断層画像を加算することを特徴とする断層画像情報作成方法。
【請求項４】
前記処理装置は、第二放射線断層画像から求めた体動位相区間の間の相対変位情報と、第一放射線断層画像から求めた体動位相区間の間の相対変位情報との重み付けを行う係数を設定することを特徴とする請求項３に記載の断層画像情報作成方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、陽電子放出断層撮影（ポジトロン  エミッション  トモグラフィ；Positron Emission Tomography、以下、ＰＥＴという）装置の断層画像情報作成方法及び陽電子放出断層撮影装置に係り、特に、ゲート撮影を行うのに好適な陽電子放出断層撮影装置の断層画像情報作成方法及び陽電子放出断層撮影装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
呼吸などの周期的な体動に伴う画像情報のボケを補償する方法として、ゲート撮像と呼ばれる方法が知られている。ゲート撮像とは、複数の体動周期分にわたって計測したＥ計測のデータを各体動位相のデータごとに区分けし、区分けしたこれらのデータを用いて各体動位相区間ごとのＥ画像情報をそれぞれ再構成する方法である。例えば呼吸動に対するゲート撮像においては、非特許文献１に記載されているように息の温度の微小な変化を捉えるなどによって呼吸の位相区間情報を得て、この位相区間情報を基にＥ計測で得られたデータを体動位相区間ごとに区分けする。
【先行技術文献】
【非特許文献】
【０００３】
【非特許文献１】The Journal of Nuclear Medicine, Vol. 45, No.2の２１４頁〜２１９頁
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
Ｅ計測時において前述したようにゲート撮像を行うことによって、周期的な体動に伴う影響を原理的には補償することが可能である。しかしながら、それぞれの体動位相ごとに十分な統計精度のデータを得るためには、必要な計測時間が長くなる。長時間のＰＥＴ検査は被検者（多くの場合は疾患を持つ患者である）にとって苦痛であるので、ＰＥＴ検査は通常２０〜３０分程度で終了する。この場合には、各々の体動位相に対してはたかだか数分以下の計測データしか取得されない（非特許文献１参照）。このため、それぞれのデータを再構成して得られるＥ画像情報は統計ノイズを多分に含むことになる。統計ノイズを抑制するために画像化プロセスでフィルタリングを施した場合には画像情報にボケが生じてしまう。区分けする体動位相の数を少なくとることによって単一体動位相当りの統計精度を向上させることはできる。しかしながら、一つの体動位相時間内での体動が大きくなり、そもそも体動を補償する効果を得難い。すなわち、単なるゲート撮像では短時間で有効な体動補償は事実上行うことができず、（１）Ｅ画像情報がボケること及び（２）Ｅ画像情報の定量性が低下することの問題が根本的に解決されない。
【０００５】
非特許文献１は、（１）及び（２）の問題に対し、ゲート計測にて得たＥ画像情報を、ある決まった位相の画像情報に非線形的に変形して重ね合わせ、画素値を重畳することによって統計精度を向上させることが可能であると述べている。しかし、非特許文献３は、Ｅ画像情報を変形して互いに重ね合わせることの困難性を認識していない。Ｘ線ＣＴにより再構成される画像情報、及びＴ画像情報などの形態画像と異なり、Ｅ画像情報は体内の構造を描出することを意図していないため体動位相ごとのＥ画像情報を変形して互いに重ね合わせることは極めて困難である。本発明の目的は、体動の影響を受ける部位を対象とした、より鮮明なエミッション画像情報を短時間に得ることができる陽電子放出断層撮影装置の断層画像情報作成方法及び陽電子放出断層撮影装置を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
被検者を載せる寝台と、前記寝台のまわりに配置され、検出放射線のエネルギーに応じた信号を出力する複数の放射線検出器と、前記寝台のまわりで回転させられ、前記被検者から放出される第一放射線と異なるエネルギーを持つ第二放射線を前記被検者に照射する第二放射線発生手段と、前記被検者の体動位相情報を取得する手段と、前記第一放射線及び第二放射線に基づいて画像を作成する処理装置とを有し、
前記処理装置は、前記体動位相情報から各時刻における体動位相を区分する位相区間情報処理手段と、第一放射線情報と前記位相区間情報から各位相区間別に第一放射線断層画像を作成する第一画像作成手段と、前記位相区間別の第一放射線断層画像において関心領域を設定する手段と、前記関心領域内画像および前記位相区間別の第一放射線断層画像から体動位相区間の間の相対変位情報を求める相対変位情報演算手段と、第二放射線情報と前記位相区間情報から各位相区間別に第二放射線断層画像を作成する第二画像作成手段と、前記位相区間別の第二放射線断層画像から体動位相区間の間の相対変位情報を求める相対変位情報演算手段と、前記第一放射線断層画像から求めた体動位相区間の間の相対変位情報及び前記第二放射線断層画像から求めた体動位相区間の間の相対変位情報を用いて前記位相区間別の第一放射線断層画像から一つの位相区間画像への写像を演算する第一放射線断層画像写像演算手段と、前記各位相区間からの写像である複数の第一放射線断層画像を加算する画像加算手段とを備えたことを特徴とする陽電子放出型断層撮影装置。
【発明の効果】
【０００７】
本発明によれば、体動の影響を受ける部位およびその中でも特に有用な情報を持つ部位の体動の影響を補正した、より鮮明なエミッション画像情報を短時間に得ることができる。
【図面の簡単な説明】
【０００８】
【図１】呼吸動補償方法の概要。
【図２】Ｅ画像情報に関心領域を用いた相対変位情報取得方法の概要。
【図３】図１に示す陽電子放出断層撮影装置の詳細構成図。
【図４】図２に示す陽電子放出断層撮影装置の詳細構成図。
【発明を実施するための形態】
【０００９】
以下、本発明の一実施の形態である陽電子放出型断層撮影装置について、適宜図面を参照しながら説明する。
【００１０】
ＰＥＴ装置は、近年、主として医療分野における腫瘍診断の目的で重用されている。ＰＥＴ装置は、被検体である被検者に注入された放射線薬剤に由来して被検者の体内から放出される放射線（γ線）を計測し、その計測データから被検者体内の放射性薬剤の分布を画像化する。このようなＰＥＴ装置は、代謝機能や生理機能の診断に用いられる。放射線計測技術を応用した、非侵襲的に被検者体内の画像を得る放射線画像診断装置の代表的なものにＸ線ＣＴ装置がある。
【００１１】
ＰＥＴ装置を用いた悪性腫瘍などの診断は、以下のようにして行われる。まず、陽電子放出核種（15Ｏ，13Ｎ，11Ｃ，18Ｆなど）で標識した、体内の特定の部位に特異的に集積する放射性薬剤（以下、ＰＥＴ薬剤と呼ぶ）が被検者に投与される。被検者の体内のＰＥＴ薬剤から放出された陽電子は、付近の細胞内の電子と結合して陽電子消滅する。この消滅時に、５１１KeVのエネルギーを有する一対のγ線（以下、対γ線と呼ぶ）が放出される。対γ線のそれぞれは互いにほぼ正反対の方向に放出されるため、双方のγ線を同時計測することにより陽電子消滅イベントが体内のどの直線上で起こったかを特定することができる。これらのγ線は、放射線検出器によって検出される。統計的に十分な数の対γ線を検出した後、フィルタード・バック・プロジェクション法（IEEE Transactions on Nuclear Science, ＮＳ−２１巻の２２８頁〜２２９頁参照）などの画像再構成アルゴリズムを用いることによって、対γ線の発生頻度分布、すなわちＰＥＴ薬剤の被検者体内での分布を画像化することができる。この体内のＰＥＴ薬剤に起因して生じるγ線の計測をエミッション計測（以下、Ｅ計測という）、及びエミッション計測で得られたγ線検出信号を基に再構成された画像情報をエミッション画像情報（以下、Ｅ画像情報という）と呼ぶ。Ｅ画像情報は、一般的には単にＰＥＴ画像と呼ばれるが、本明細書では後述のトランスミッション画像情報（以下、Ｔ画像情報という）と区別するためＥ画像情報と呼ぶ。またＥ計測から再構成までの一連のプロセスをまとめてエミッション撮像と呼ぶ。
【００１２】
このようなＰＥＴ装置を用いた検査においては、例えば糖（グルコース）の類似体であるＦＤＧ（Fluoro-2-deoxyglucose）と呼ばれるＰＥＴ薬剤を被検者に投与した場合には、正常部位に比べて糖代謝の大きい悪性腫瘍（がん）にＰＥＴ薬剤が集積する。このため、悪性腫瘍の位置及び形状についての診断が可能になる。
【００１３】
ところで、定量性を要求するＰＥＴ検査ではＥ計測とは別に、ＰＥＴ装置に設けられたトランスミッション線源であるγ線源を用いたトランスミッションと呼ばれる計測（トランスミッション計測、以下Ｔ計測という）も行われる。ＰＥＴ計測におけるγ線の減弱とは、放射性薬剤由来のγ線が被検者の体外に出るまでに体内の物質と相互作用を及ぼす結果、画像化に有効な同時計測データとして検出されない現象のことを指す。このγ線の減弱分を補正するプロセスは、減弱補正と呼ばれ、現在では大部分のＰＥＴ検査で実施されている。
【００１４】
減弱補正は通常、Ｔ計測で得られるデータを用いて行う。すなわち、γ線源をベッド上に乗っている被検者の周囲で旋回させて、γ線源から放出されるγ線（放射線）を被検者に照射する。このγ線が被検者を透過する様々な方向でのそれぞれの放射線透過率を求める。Ｅ計測にて得られたデータが、これらの放射線透過率のデータを用いて補正される。γ線源には通常68Ｇｅ−68Ｇａや137Ｃｓなどの放射性同位体（Radio-Isotope；以下「ＲＩ」と呼ぶ）が用いられる。γ線源の替りに、Ｘ線源を用いることも可能である。なお、必要に応じて、Ｔ計測によって得られたデータを基に被検者の断層画像情報が再構成される。この断層画像情報は、形態画像情報であり、以下においてＴ画像情報と呼ばれる。Ｔ画像情報は被検者の体内の放射線減弱の分布を表すものである。必要ならばその画像情報を基に再度投影方向ごとの減弱率を求め、これらの減弱率を減弱補正に用いることもできる。
【００１５】
近年では、ＰＥＴ装置にＸ線ＣＴ装置を並列に配置して組み合わせた複合ＰＥＴ／ＣＴ装置が普及している。これら複合ＰＥＴ／ＣＴ装置ではＸ線ＣＴ装置にて得られた断層画像情報を利用して減弱補正を行っている。環状に配置した複数の放射線検出器の内側でＸ線源を旋回させる構造のＰＥＴ装置も、Ｘ線源から放出されて、被検者を透過したＸ線の検出信号を用いて再構成された断層画像情報を利用して減弱補正を行っている。
【００１６】
Ｅ画像情報の画質を低下させる大きな要因として、被検者の動き（以下、体動）の影響が挙げられる。体動には、不随意な呼吸及び心臓の鼓動に伴う周期的な動き、及び随意な姿勢変化がある。ＰＥＴ検査は、計測時間が、通常、数分から数十分と長く掛かるため、被検者にストレスを与えることなく体動を抑制することは難しい。特に呼吸による動き（以下、呼吸動）は安静呼吸時でも２〜３cmにも及ぶため、肺野に近い部位のＰＥＴ検査では体動がＥ画像情報に与える影響は大きい。
【００１７】
呼吸などの周期的な体動に伴う画像情報のボケを補償する方法として、ゲート撮像と呼ばれる方法が知られている。ゲート撮像とは、複数の体動周期分にわたって計測したＥ計測のデータを各体動位相のデータごとに区分けし、区分けしたこれらのデータを用いて各体動位相区間ごとのＥ画像情報をそれぞれ再構成する方法である。例えば呼吸動に対するゲート撮像においては、非特許文献１に記載されているように息の温度の微小な変化を捉える、あるいはThe Journal of Nuclear Medicine, Vol. 43, No.7の８７６頁〜８８１頁に記載されているように胸部体表面の動きを赤外線ステレオカメラで追跡するなどによって呼吸の位相区間情報を得て、この位相区間情報を基にＥ計測で得られたデータを体動位相区間ごとに区分けする。
【００１８】
呼吸動を補償する他の方法として、複合ＰＥＴ／ＣＴ装置を用いる方法がある（The Journal of Nuclear Medicine, Vol. 45, No.8の１２８７頁〜１２９２頁参照)。The Journal of Nuclear Medicine, Vol. 45, No.8の１２８７頁〜１２９２頁では、複合ＰＥＴ／ＣＴ装置においてＸ線ＣＴ撮像をシネモードで行って各呼吸位相ごとのＴ画像情報を得て、ゲート計測したＥ画像情報のそれぞれの位相画像情報を作成する際に、対応する呼吸位相のＸ線ＣＴ画像を用いて減弱補正している。なお、IEEE Transactions on Medical Imaging, Vol. 18, No.8の７１２頁〜７２０頁は２つの画像情報の非線形の重ね合わせ技術（Non-rigid image registration法)を、IEEE Transactions on Medical Imaging, Vol. 21, No.5の４５０頁〜４６１頁は参照点と画素値を用いた位置合わせ技術を開示している。
【００１９】
呼吸動がＥ画像情報に与える影響として、以下の３つがある。
（１）Ｅ画像情報がボケる。
（２）Ｅ画像情報の定量性が低下する。
（３）肺野周辺で、息止め撮像したＸ線ＣＴ画像とＰＥＴ画像の重ね合わせ時の位置がずれる。
【００２０】
これらのうち（１）及び（２）は、ＰＥＴ装置の空間分解能が飛躍的に高まった現在、画質を損ねる大きな要因である。（３）については、近年登場した複合ＰＥＴ／ＣＴ装置（Ｔhe Journal of Nuclear Medicine, Vol. 45, No.1の４Ｓ頁〜１４Ｓ頁参照）によって画像情報の重ね合わせが身近になった現在においても、放射線治療及び生体検査など、悪性腫瘍の位置をより精度良く特定する必要がある分野を中心に解決を望む声が高い。
【００２１】
（１）の問題は、臓器及び悪性腫瘍、あるいは他の疾病部位の領域が不鮮明になることで、放射線治療計画、及び治療の効果の評価をしばしば困難にする。また、小さくかつ比較的集積度の高くない悪性腫瘍も、体動がない場合には表示されたＥ画像情報内に鮮明に見える。しかし、体動がある場合には、その悪性腫瘍は、Ｅ画像情報に含まれる統計ノイズに埋もれてしまい、存在の認識すら困難になる。
【００２２】
（２）の問題は、例えば動きの大きい悪性腫瘍では一般に集積度が低く見積もられることである。Ｅ画像情報において、体動変位の大きな位置におけるある画素に示される集積度は、周辺部位の時間平均的な集積度になるため、結果として集積度が実際の値からはずれてくる。このため、上記のように集積度が低くなり、腫瘍の診断を不正確にすることがある。
【００２３】
（３）の問題は、自然に呼吸をしたまま数分間撮像して得られるＥ画像情報と、息止めして短時間に撮像されるＸ線ＣＴ画像を重ね合わせた時に起こる問題である。この重ね合わせ画像情報は診断上有用であるが、肺野周辺では最大で１cm程度まで画像上にずれがあるように見えてしまう。これは、呼吸に対する取り扱いがＰＥＴ検査と通常のＸ線ＣＴ検査では異なるために位置的な対応が必ずしもとれないからである。ＰＥＴ／ＣＴ装置においてもこの問題は指摘されており、解決が望まれている。
【００２４】
Ｅ計測時において前述したようにゲート撮像を行うことによって、周期的な体動に伴う影響を原理的には補償することが可能である。しかしながら、それぞれの体動位相ごとに十分な統計精度のデータを得るためには、必要な計測時間が長くなる。長時間のＰＥＴ検査は被検者（多くの場合は疾患を持つ患者である）にとって苦痛であるので、ＰＥＴ検査は通常２０〜３０分程度で終了する。この場合には、各々の体動位相に対してはたかだか数分以下の計測データしか取得されない（The Journal of Nuclear Medicine, Vol. 45, No.2の２１４頁〜２１９頁参照）。このため、それぞれのデータを再構成して得られるＥ画像情報は統計ノイズを多分に含むことになる。統計ノイズを抑制するために画像化プロセスでフィルタリングを施した場合には画像情報にボケが生じてしまう。区分けする体動位相の数を少なくとることによって単一体動位相当りの統計精度を向上させることはできる。しかしながら、一つの体動位相時間内での体動が大きくなり、そもそも体動を補償する効果を得難い。すなわち、単なるゲート撮像では短時間で有効な体動補償は事実上行うことができず、（１）及び（２）の問題が根本的に解決されない。
【００２５】
The Journal of Nuclear Medicine, Vol. 45, No.2の２１４頁〜２１９頁は、（１）及び（２）の問題に対し、ゲート計測にて得たＥ画像情報を、ある決まった位相の画像情報に非線形的に変形して重ね合わせ、画素値を重畳することによって統計精度を向上させることが可能であると述べている。しかし、The Journal of Nuclear Medicine, Vol. 45, No.2の２１４頁〜２１９頁は、具体的な方法には触れていない。Ｘ線ＣＴにより再構成される画像情報、及びＴ画像情報などの形態画像と異なり、Ｅ画像情報は体内の構造を描出することを意図していない。このため体動位相ごとのＥ画像情報を変形して互いに重ね合わせることは極めて困難である。
【００２６】
Ｅ計測において呼吸動の影響を取り除く方法として、被検者に所定期間の間で呼吸を止めてもらった状態で撮像する方法（息止め撮像）がある。これは、被検者が呼吸を止めている間に計測したデータを用いて画像を再構成する方法である。被検者が一度に呼吸を止められるのはたかだか３０秒程度であるため、必要に応じて何度か息止め撮像を繰り返し、そうして得られた複数の画像を重ね合わせることで統計精度を補う。この方法によれば、原理的には（１）〜（３）の問題は解決できる。しかしＰＥＴ検査を受ける被検者に息止めを強いることになるので、被検者に大きな苦痛を与えることになり、現実的ではない。
【００２７】
The Journal of Nuclear Medicine, Vol. 45, No.8の１２８７頁〜１２９２頁に記載された複合ＰＥＴ／ＣＴ装置から得られる体動周期毎のＣＴ画像情報やトランスミッション撮像から得られる体動周期毎のＴ画像情報から、輪郭情報からIEEE Transactions on Medical Imaging, Vol. 18, No.8の７１２頁〜７２０頁に示したNon-rigid image registration法を用いて複数の体動周期分を補正し、Ｅ画像情報を得る方法が考えられる。しかし上記複合ＰＥＴ／ＣＴ装置は、それぞれのガントリが被検者に対して２つ並んで撮像するため、目的撮像領域を同時に撮像することはできない。またトランスミッション画像上では、例えば浸潤性の腫瘍など画像上に情報として現れない部位が存在すると、その部位自身の位置合わせができず、別の部位を基準にした位置合わせを行うことになり、十分な位置合わせができない。このため上記方法では、体動の影響を除いた質の良いＥ画像情報を得るのに十分な方法とは言えない。
【００２８】
肺野周辺のＰＥＴ検査においては体動、特に呼吸動の影響を取り除くことが質の良いＥ画像情報を得るために不可欠である。そのために以上に述べた種々のアプローチが考えられているが、いずれも根本的な解決に至っていない。
【００２９】
被検者における周期的体動（呼吸動または心臓の拍動）の体動位相区間ごとに統計精度の高い計測データを得るためには、長時間に亘るＰＥＴ検査が必要になる。このため、一般的な被検者が苦痛を生じることなく耐えられる計測時間内で、その計測データを得ることは困難である。そこで、本発明者らは、より短い時間のエミッション計測におけるゲート撮像（以下、Ｅゲート計測という）によって得られた各体動位相区間ごとのＥ画像情報をある一つの体動位相区間のその画像情報に重ね合わせ、それぞれの画素値を重畳することで統計精度が向上させられることに着目した。これは、The Journal of Nuclear Medicine, Vol. 45, No.2の２１４頁〜２１９頁に記述されているように、Ｅ画像情報をゲート撮像し、それぞれの体動位相区間の画像情報をある一つの体動位相区間の画像情報に非線形的に歪ませながら変形させて重ね合わせ、対応する画素の画素値を足し合わせることで、統計精度の高い、呼吸動を補償した画像情報が得られるであろうとの示唆がなされているが、形態情報の乏しいＥ画像情報のみを手掛かりに非線形の画像情報の重ね合わせを行うことは一般には不可能である。また、短い時間でのゲート撮像で得られるデータに基づいて得ることができる体動位相区間ごとのＥ画像情報は、統計精度が不足している。このため、体動位相区間ごとのＥ画像情報の間で直接的にＥ画像情報の非線形の重ね合わせを行うことは極めて難しい。
【００３０】
一方、Ｅゲート計測と並行してトランスミッション計測におけるゲート撮像（以下、Ｔゲート計測という）を行って各体動位相区間ごとのＴ画像情報を再構成する。この結果、体動位相区間ごとのＴ画像情報同士を非線形に重ね合わせて得られたトランスミッション重ね合わせ画像情報（以下、Ｔ重ね合わせ画像情報という）を利用して、間接的に、それらの体動位相区間ごとのＥ画像情報同士を非線形に重ね合わせることにより、エミッション重ね合わせ画像情報（以下、Ｅ重ね合わせ画像情報という）を得ることは可能である。
【００３１】
また周期的体動が保障されている場合においては、ＰＥＴ／ＣＴ装置のＣＴ装置を用いて、上記Ｔゲート計測と同様に各体動位相区間ごとのＣＴ画像情報を収集する。さらに体動位相区間ごとのＣＴ画像情報から相対変位情報を得て、それらからＥ画像情報同士を非線形に重ね合わせることにより、Ｅ重ね合わせ画像情報を得ることは可能である。
【００３２】
しかしながら、Ｔ画像情報やＣＴ画像情報に含まれず、Ｅ画像情報にのみ含まれる情報も重ね合わせ画像情報も有効に利用することで、より効果的なＥ重ね合わせ画像が得られると考えた。つまり、浸潤性の腫瘍などはＴ画像情報やＣＴ画像情報においては、正常部位と同様に見えてしまうため認識することはできないが、Ｅ画像情報上では、ＦＤＧが集積した部位は正常部位と比較して高く見えるため、各体動位相区間ごとでもその高い部位の動きから相対変位情報を得ることは可能である。この相対変位情報を、上記Ｔ画像情報やＣＴ画像情報と組み合わせてＥ重ね合わせ画像情報をえることで、より鮮明なＥ画像情報を短時間に得ることができる。
【００３３】
発明者らが見出した上記の新たな方法の基本概念を、図１，図２を用いて以下に詳細に説明する。図１には、理解を得やすくするために、体動周期である呼吸周期を３つの体動位相区間に分けた場合を一例として示している。図１において、Ｂは背骨、Ｃは悪性腫瘍及びＬは肺を表す。
【００３４】
図１の上段のＴ0，Ｔ1及びＴ2は、それぞれ、体動位相区間０，１及び２に対応したＴ画像情報である。これらの画像情報は、トランスミッション計測におけるゲート撮像で得られた情報を再構成することで得られる。図１の下段のＥ0，Ｅ1及びＥ2は、それぞれ、体動位相区間０，１及び２に対応したＥ画像情報である。これらの画像情報は、Ｅゲート計測で得られた情報を再構成することで得られる。Ｔ画像情報Ｔ0，Ｔ1，Ｔ2は形態画像情報であるので骨や臓器などの輪郭が明瞭に表れるのに対し、Ｅ画像情報Ｅ0，Ｅ1，Ｅ2は機能画像情報であるため輪郭が不明瞭であるかまたはそもそも表れない。図１ではＴ画像情報の輪郭を実線で、Ｅ画像情報の輪郭を破線で示した。
【００３５】
γ線源として、陽電子消滅によって被験者の体内で発生するγ線のエネルギーと異なるエネルギーのγ線を放出する線源を使用し、半導体放射線検出器などのエネルギー分解能の良い放射線検出器を用いる。放射線検出器から出力される放射線検出信号をエネルギーに基づいて弁別するので、Ｅ計測とＴ計測を並行して行うことができる。これらの計測によって得られ弁別されたそれぞれのデータ（第１パケット情報及び第２パケット情報）を、知られているゲート撮像と同様に取得した体動位相情報に基づいて体動位相区間ごとに区分けする。区分けされた各データを用いて、体動位相区間ごとのＥ画像情報及びＴ画像情報をそれぞれ再構成する。これによって、Ｔ画像情報Ｔ0，Ｔ1，Ｔ2及びＥ画像情報Ｅ0，Ｅ1，Ｅ2を得ることができる。また完全な同時撮像を行うことはできないが、周期的な体動であれば、ＰＥＴ／ＣＴ装置のＣＴ装置にて得られた輪郭情報が鮮明かつ高分解能な画像をＴ画像情報Ｔ0，Ｔ1，Ｔ2の代わりに用いることも可能である。
【００３６】
Ｅゲート計測、及びＴゲート計測またはＣＴゲート計測により体動位相区間ごとに得られたそれぞれのＥ画像情報及びＴ画像情報は、同じ被検者の同一部位（例えば体動により影響を受ける部位）に対してそれらの計測を並行して（同時に）行った場合に得られる画像情報である。並行して行われるＥ計測とＴ計測の間では、本質的に被検者の形態の差はない。すなわち、Ｅゲート計測での２つの体動位相区間で対応した２つのＥ画像情報の間の空間的な相対変位は、Ｔゲート計測でのそれらの体動位相空間で対応した２つのＴ画像情報の間のそれと同一になる。例えば、Ｅゲート計測における体動位相区間０（参照位相区間）のＥ画像情報Ｅ0と体動位相区間１のＥ画像情報Ｅ1の間での空間的相対変位［Ｆ10］は、参照位相区間のＴ画像情報Ｔ0と体動位相区間１のＴ画像情報Ｔ1の間でのその変位と同一である。このため、Ｔゲート計測での２つの体動位相区間の間でその相対変位の情報（例えば、［Ｆ10］および［Ｆ20］）を求め、この相対変位の情報をその２つの体動位相空間における２つのＥ画像情報に適用することによって、一方の体動位相区間のＥ画像情報を、他方の体動位相区間（例えば、参照位相空間）のＥ画像情報に非線形に重ね合わせることができるのである。この結果、非線形に重ね合わせたエミッション重ね合わせ画像情報を得ることができる。
【００３７】
なお、Ｔ画像情報は体輪郭，肺野及び骨などの形態情報を取得できるので、例えばIEEE Transactions on Medical Imaging, Vol. 18, No.8の７１２頁〜７２０頁に記載されている非線形の重ね合わせ技術を用いることによって、それぞれの体動位相区間のＴ画像情報を非線形的に歪ませながら参照位相区間の画像に重ね合わせることができる。
【００３８】
しかし、図２のようにＴ画像情報中で悪性腫瘍（図中Ｃ）が認識できない場合、上記位置合わせ情報は、体輪郭，肺輪郭，骨など認識できる部位を用いて行わなくてはならず、その結果得られる相対変位量は必ずしもＥ画像情報内の悪性腫瘍の相対変位量と一致するとは限らない。むしろＥ画像情報内にランドマーク的に認識できる悪性腫瘍部からの変位量を算出した方が正確な情報を得られることもある。そこで悪性腫瘍を含む、ある領域内でＳＭＥ（Square Mean Error）の最小化手法や相互情報量の最大化手法を用いて、悪性腫瘍部位の変位量を算出することが可能である。これらから求めた変位量を、たとえばIEEE Transactions on Medical Imaging, Vol. 21, No.5の４５０頁〜４６１頁に記載されている非線形の重ね合わせ技術を用いて相対変位量を求め、さらにＴ画像情報から得られる形態情報からIEEE Transactions on Medical Imaging, Vol. 18, No.8の７１２頁〜７２０頁に記載されている非線形の重ね合わせ技術を用いて相対変位量を求め、これら二つの情報に重み（β）を考慮して全体の変位量を求めることにより、上記と同様Ｅ重ね合わせ画像を得ることができる。
【実施例１】
【００３９】
本発明の好適な一実施例である陽電子放出断層撮影装置（ＰＥＴ装置）を、図３を用いて説明する。図３は、図１に示す陽電子放出断層撮影装置の詳細構成図である。図３に、本実施例のＰＥＴ装置，データ処理およびデータのフローを示している。ＰＥＴもしくはＰＥＴ／ＣＴ装置１からＥ画像データおよびＴ画像データもしくはＣＴ画像データを得るプロセスは、一般的なＰＥＴ装置もしくはＰＥＴ／ＣＴ装置と同様である。
【００４０】
ＰＥＴ装置１は、被検体が寝る寝台２，放射線を検出する検出器リング３，寝台のまわりを回転して放射線を放射する外部線源４，被検体の体動を検知する呼吸モニタ装置５，検出器からの放射線を検出した信号を処理し画像を生成する処理装置６，処理装置６で生成した画像を表示する画像表示装置７を有する。処理装置６は、ＣＰＵ，メモリ，ハードディスクを有し、放射線検出器からの放射線検出信号から画像を生成するために、複数の演算プログラムモジュールをメモリへ読み込み、ＣＰＵで演算処理する。尚、演算プログラムモジュールは回路モジュールとしても良い。
【００４１】
処理装置６は、位相区間情報処理演算モジュール８，Ｔゲート画像作成演算モジュール９，Ｅゲート画像作成演算モジュール１０，Ｔゲート画像間相対変位情報演算モジュール１１，Ｅゲート画像写像演算モジュール１２，画像加算モジュール１４を有する。
【００４２】
位相区間情報処理演算モジュール８は、検出器リング３からＴ画像情報とＥ画像情報の放射線検出信号を受信し、呼吸モニタ装置５から体動位相情報を受信し、Ｔ画像情報とＥ画像情報の放射線検出信号を各時刻（ゲート時刻）における体動位相に区分する。Ｅ画像情報を異なる体動位相区間で重ね合わせるには、Ｅ画像情報とＴ画像情報に同じ体動位相情報を対応付けておく必要がある。
【００４３】
Ｔゲート画像作成演算モジュール９は、位相区間情報処理演算モジュール８から受信した体動位相に区分されたＴ画像情報Ｔ0，Ｔ1，Ｔ2から、各体動位相区間の画像を作成する。尚、Ｔゲート画像に限られずＣＴゲート画像でも良い。
【００４４】
Ｅゲート画像作成演算モジュール１０は、位相区間情報処理演算モジュール８から受信した体動位相に区分されたＥ画像情報Ｅ0，Ｅ1，Ｅ2から、各体動位相区間の画像を作成する。
【００４５】
Ｔゲート画像間相対変位情報演算モジュール１１は、Ｔゲート画像作成演算モジュール９からの各体動位相区間の画像に基づいて、ある一つの基準となる体動位相区間である参照位相区間と他の体動位相区間の相対変位を表す変換行列［Ｆ10］，［Ｆ20］を演算する。このプロセスを図１では被検者の息を吐いた状態に対応する呼吸位相区間を参照位相区間とし、その区間でのＴ画像情報を参照画像情報Ｔ0としている。この参照画像情報Ｔ0に他の呼吸位相区間（位相区間ｊとする）のＴ画像情報Ｔjを空間的に重ね合わせたとき、参照画像情報Ｔ0に重ね合わせられたＴ画像情報Ｔjは（１）式のような写像として表すことができる（説明のため区分する位相数は３としてある）。
【００４６】
Ｔjo＝［Ｆjo］・Ｔj（ｊ＝１，２）          ……（１）
ここで［Ｆj0］は呼吸位相ｊに対応するＴ画像情報Ｔjから参照画像情報Ｔ0への相対変位を表す変換行列である。左辺のＴj0は、位相ｊのＴ画像情報Ｔjを参照位相空間の被写体（参照画像情報Ｔ0）の形態上にマッピングして得られたＴ画像情報である。これらのＴ画像情報はそれぞれベクトルとして表現している。なお、空間的なマッピングを表す変換行列を画像重ね合わせプロセスから抽出・保存することは容易である。
【００４７】
Ｅゲート画像写像演算モジュール１２は、Ｔゲート画像間相対変位情報演算モジュール１１から受信した、呼吸位相に対応するＴ画像情報Ｔjから参照画像情報Ｔ0への相対変位を表す変換行列［Ｆjo］と、Ｅゲート画像作成演算モジュール１０から受信した各位相区間のＥゲート画像を用いて参照位相区間の参照画像情報Ｅ0への重ね合わせ（写像）を演算する。つまり、ＰＥＴ装置１で得られた呼吸位相ｊに対応するＥ画像情報Ｅjの参照画像情報Ｅ0への重ね合わせ（写像）は、Ｅ画像情報Ｅjに対し、上記のＴ画像情報の重ね合わせから得られた変換行列Ｆj0を用いて行われる。参照画像情報Ｅ0に重ね合わせられたＥ画像情報Ｅjは（２）式で表される写像である。参照画像情報Ｅ0は参照位相区間に対応するＥ画像情報である。
【００４８】
Ｅj0＝［Ｆj0］・Ｅj（ｊ＝１，２）          ……（２）
画像加算モジュール１４は、Ｅゲート画像写像演算モジュール１２から受信した各位相区間からの写像である複数の第一放射線断層画像を一つの位相区間画像に重畳する。
【００４９】
以上に述べた、２つの体動位相区間での該当するＴ画像情報間の相対変位を基に、それらの体動位相区間での該当するＥ画像情報を非線形に重ね合わせることによって、上記した課題を改善することができる。
【００５０】
本実施例は、ある１つの体動位相区間（例えば参照位相区間）のＴ画像情報に他の体動位相区間のＴ画像情報を重ね合わせることによって得られる相対変位情報、すなわち、変換行列情報を用いて、その１つの体動位相区間のＥ画像情報に上記の他の体動位相区間のＥ画像情報を重ね合わせるので、全計測時間分の情報からＥ画像情報を作成することができる。このため、体動（例えば呼吸動）の影響を受ける部位を対象としたより鮮明なＥ画像情報（最終Ｅ重ね合わせ画像情報）を、通常のゲート撮像より大幅に短い時間で得ることができる。本実施例によって得られるより鮮明なＥ画像情報（最終Ｅ重ね合わせ画像情報）によれば、体動の影響を受ける部位に存在する腫瘍の診断を精度良く行うことができる。
【００５１】
上述したように、被検者を載せる寝台と、寝台のまわりに配置され、検出放射線のエネルギーに応じた信号を出力する複数の放射線検出器と、寝台のまわりで回転させられ、被検者から放出される第一放射線と異なるエネルギーを持つ第二放射線を被検者に照射する第二放射線発生手段と、被検者の体動位相情報を取得する手段と、第一放射線及び第二放射線に基づいて画像を作成する処理装置とを有し、処理装置は、体動位相情報から各時刻における体動位相を区分する位相区間情報処理手段と、第一放射線情報と位相区間情報から各位相区間別に第一放射線断層画像を作成する第一画像作成手段と、第二放射線情報と位相区間情報から各位相区間別に第二放射線断層画像を作成する第二画像作成手段と、位相区間別の第二放射線断層画像から体動位相区間の間の相対変位情報を求める相対変位情報演算手段と、相対変位情報を用いて位相区間別の第一放射線断層画像から一つの位相区間画像への写像を演算する第一放射線画像写像演算手段と、各位相区間からの写像である複数の第一放射線画像を加算する画像加算手段を備えた陽電子放出型断層撮影装置により、体動の影響を受ける部位を対象とした、より鮮明なエミッション画像情報を短時間に得ることができる。
【００５２】
また、上述の様に、処理装置は、前記体動位相情報から各時刻における体動位相を区分し、第一放射線情報と位相区間情報から各位相区間別に第一放射線断層画像を作成し、第二放射線情報と位相区間情報から各位相区間別に第二放射線断層画像を作成し、位相区間別の第二放射線断層画像から体動位相区間の間の相対変位情報を演算し、相対変位情報を用いて位相区間別の第一放射線断層画像から一つの位相区間画像への写像を演算し、各位相区間からの写像である複数の第一放射線断層画像を加算することを特徴とする陽電子放出型断層撮影装置の断層画像情報作成方法により、体動の影響を受ける部位を対象とした、より鮮明なエミッション画像情報を短時間に得ることができる。
【実施例２】
【００５３】
本発明の好適な一実施例である陽電子放出断層撮影装置（ＰＥＴ装置）を、図４を用いて説明する。図４は、図２に示す陽電子放出断層撮影装置の詳細構成図である。図４において、図３と同じ構成の説明は省略する。
【００５４】
処理装置６は、図３の構成の他、Ｅゲート画像ＲＯＩ内相対変位情報演算モジュール１３を有する。ＲＯＩ（Region of Interest）は関心領域であり、腫瘍部位などを含むＥ画像情報の一部の領域である。
【００５５】
Ｅゲート画像ＲＯＩ内相対変位情報演算モジュール１３は、画像表示装置７で表示されたＥ画像から抽出された関心領域情報を受信し、各体動位相区間０，１，２の相対位置情報である変換行列［Ｆ10］e，［Ｆ20］eを演算する。詳述すると、Ｅ画像情報に関心領域を用いて相対変位情報を得る場合には、Ｅ画像情報を一旦画像表示装置７に送られる。画像表示装置７に表示された画像上で腫瘍部位などを含む関心領域情報を入力する。Ｅ画像情報および前記関心領域情報をもとにＥゲート画像ＲＯＩ内相対変位情報演算モジュール１３にて相対変位を得る。このプロセスを図２では、Ｔ画像情報から得られる呼吸位相ｊに対応するＴ画像情報Ｔjから参照画像情報Ｔ0への相対変位を表す変換行列［Ｆj0］tとＥ画像情報から得られる呼吸位相ｊに対応するＥ画像情報の関心領域内情報Ｅroijから参照画像情報Ｅroi0への相対変位を表す変換行列［Ｆj0］eから、Ｅ画像情報から得られる呼吸位相ｊに対応するＥ画像情報の関心領域内情報Ｅroijから参照画像情報Ｅroi0への相対変位を表す変換行列［Ｆj0］eは（３）式で表される写像である。
【００５６】
［Ｆj0］＝（１−β）・［Ｆj0］t＋β・［Ｆj0］e（ｊ＝１，２）      ……（３）
ここでβは、重み係数であり、変換行列にどの程度Ｅ画像情報の変位情報を考慮するかを表す係数である。この係数は、例えばＥ画像情報に含まれる統計誤差を含んでいるかどうかで決めることができる。Ｅ画像情報および前記関心領域情報を用いることで、体動の影響を受ける部位およびその中でも特に有用な情報を持つ部位の体動の影響を補正した、より鮮明なエミッション画像情報を短時間に得ることができる。
【００５７】
以上のようにして参照位相区間以外の全ての体動位相区間の各Ｅ画像情報を画像加算モジュール１４にて参照位相区間の参照Ｅ画像情報に重ね合わせした後、それぞれのＥ画像情報の各画素値を参照Ｅ画像情報の画素値に足し込む。この処理によって、参照位相区間における被検者の形態に対する、統計精度の高いＥ画像情報Ｅ0′を得ることができる。これは（３）式で表される。
【００５８】
Ｅ0′＝（Ｅ0＋Ｅ10＋Ｅ20）／３                                    ……（４）
（４）式のＥ10は、（２）式でｊを１にしたときの計算値であり、Ｅ20は、（２）式でｊを２にしたときの計算値である。
【００５９】
上述の様に、処理装置は、位相区間別の第一放射線断層画像において関心領域を設定する手段を備え、関心領域内画像および位相区間別の第一放射線画像から体動位相区間の間の相対変位情報を求める相対変位情報演算手段を有する。また、処理装置は、第二放射線断層画像から求めた体動位相区間の間の相対変位情報と、第一放射線断層画像から求めた体動位相区間の間の相対変位情報との重み付けを行う係数を設定する設定手段を有する。
【００６０】
本実施例により、体動の影響を受ける部位およびその中でも特に有用な情報を持つ部位を対象とした、より鮮明なエミッション画像情報を短時間に得ることができる。
【００６１】
以上述べた各実施例は、呼吸動に対応したゲート計測を対象としたものであるが、心臓の拍動に対応したゲート計測にも適用することができる。また、ＰＥＴ装置は環状の検出器の他、寝台を平板の検出器が挟んだオープンタイプのＰＥＴ装置でも良い。
【符号の説明】
【００６２】
１  ＰＥＴ装置またはＰＥＴ／ＣＴ装置
２  寝台
３  検出器リング
４  外部線源
５  呼吸モニタ装置
６  処理装置
７  画像表示装置
８  位相区間情報処理演算モジュール
９  Ｔゲート画像作成演算モジュール
１０  Ｅゲート画像作成演算モジュール
１１  Ｔゲート画像間相対変位情報演算モジュール
１２  Ｅゲート画像写像演算モジュール
１３  Ｅゲート画像ＲＯＩ内相対変位情報演算モジュール
１４  画像加算モジュール
【図１】
2010169542.tif 000003
【図２】
2010169542.tif 000004
【図３】
2010169542.tif 000005
【図４】
2010169542.tif 000006