(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体に投与された核種が放出する放射線を検出して核医学画像を生成する核医学イメージング装置であって、
前記核医学画像にて設定された関心領域を構成する画素の画素値から最大値を抽出する最大値抽出手段と、
自装置の位置分解能に起因する画素値低下が生じても、前記最大値抽出手段によって抽出された前記最大値が得られることが推定される推定値を、当該位置分解能から定まる所定の係数を用いて算出する推定値算出手段と、
前記推定値算出手段によって算出された前記推定値を上限値とし、当該上限値を予め設定された分割数にて分割した複数の値を決定し、当該決定した複数の値それぞれが前記関心領域を構成する各画素の画素値とされる複数の画像を第一の画像群として生成する第一の画像群生成手段と、
前記第一の画像群生成手段によって生成された前記第一の画像群の各画像に対して、前記位置分解能によって定まる応答関数を用いた画質劣化処理を行なうことで、第二の画像群を生成する第二の画像群生成手段と、
前記第二の画像群生成手段によって生成された前記第二の画像群の各画像と前記関心領域との間で対応する画素の画素値を差分して差分情報を算出し、当該算出した差分情報が最小となる画像を前記関心領域が補正された補正画像として選択する補正画像選択手段と、
を備えたことを特徴とする核医学イメージング装置。
【請求項２】
前記補正画像選択手段によって選択された前記補正画像を前記関心領域と置換することで、前記核医学画像が補正された核医学補正画像を生成する核医学補正画像生成手段を備えたことを特徴とする請求項１に記載の核医学イメージング装置。
【請求項３】
前記最大値抽出手段は、前記核医学画像において前記関心領域が複数設定される場合、当該設定された複数の関心領域それぞれの最大値を抽出し、
前記推定値算出手段は、前記所定の係数を用いて、前記最大値抽出手段によって抽出された前記複数の関心領域それぞれの最大値に対応する推定値を算出し、
前記第一の画像群生成手段は、前記推定値算出手段によって算出された前記複数の関心領域それぞれの推定値および前記分割数を用いて、前記複数の関心領域それぞれの第一の画像群を生成し、
前記第二の画像群生成手段は、前記応答関数を用いて、前記第一の画像群生成手段によって生成された前記複数の関心領域それぞれの第一の画像群に対応する第二の画像群を生成し、
前記補正画像選択手段は、前記第二の画像群生成手段によって生成された前記複数の関心領域それぞれの第二の画像群と、各第二の画像群に対応する関心領域とを用いて、前記複数の関心領域それぞれの補正画像を選択し、
前記核医学補正画像生成手段は、前記補正画像選択手段によって選択された前記複数の関心領域それぞれの補正画像を対応する関心領域と置換することで、前記核医学補正画像を生成することを特徴とする請求項２に記載の核医学イメージング装置。
【請求項４】
被検体に投与された核種が放出する放射線を検出することで生成された核医学画像の画像処理を行なう画像処理方法をコンピュータに実行させる画像処理プログラムであって、
前記核医学画像にて設定された関心領域を構成する画素の画素値から最大値を抽出する最大値抽出手順と、
前記核医学画像を生成した核医学イメージング装置の位置分解能に起因する画素値低下が生じても、前記最大値抽出手順によって抽出された前記最大値が得られることが推定される推定値を、当該位置分解能から定まる所定の係数を用いて算出する推定値算出手順と、
前記推定値算出手順によって算出された前記推定値を上限値とし、当該上限値を予め設定された分割数にて分割した複数の値を決定し、当該決定した複数の値それぞれが前記関心領域を構成する各画素の画素値とされる複数の画像を第一の画像群として生成する第一の画像群生成手順と、
前記第一の画像群生成手順によって生成された前記第一の画像群の各画像に対して、前記位置分解能によって定まる応答関数を用いた画質劣化処理を行なうことで、第二の画像群を生成する第二の画像群生成手順と、
前記第二の画像群生成手順によって生成された前記第二の画像群の各画像と前記関心領域との間で対応する画素の画素値を差分して差分情報を算出し、当該算出した差分情報が最小となる画像を前記関心領域が補正された補正画像として選択する補正画像選択手順と、
をコンピュータに実行させることを特徴とする画像処理プログラム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
この発明は、核医学イメージング装置および画像処理プログラムに関する。
【背景技術】
【０００２】
従来より、ガンマカメラ、シングルフォトンエミッションＣＴ装置（ＳＰＥＣＴ装置）、ポジトロンエミッションＣＴ装置（ＰＥＴ装置）などの核医学診断装置は、被検体の生体組織における機能診断を行なうことができる医用画像診断装置として、今日の医療現場において広く用いられている（例えば、特許文献１参照）。
【０００３】
核医学診断装置は、被検体に投与され、被検体の生体組織に選択的に取り込まれた放射性医薬品から放射されるガンマ線を検出器により検出し、検出したガンマ線の線量分布から核医学画像を生成する。具体的には、ＳＰＥＣＴ装置やＰＥＴ装置は、検出器が検出したガンマ線の線量分布から投影データを生成し、生成した投影データを逆投影処理することで、被検体に投与した放射性医薬品の体内分布が描出された断層画像である核医学画像（ＳＰＥＣＴ画像やＰＥＴ画像）を再構成する。すなわち、ＳＰＥＣＴ装置やＰＥＴ装置は、放射性医薬品を取り込んだ腫瘍組織の分布が描出された核医学画像を再構成することで、画像診断を行なう医師に対して、被検体の生体組織における機能情報を提供する。
【０００４】
核医学画像の位置分解能は、検出器の性能やデータの収集法などといった核医学診断装置のシステム構成により定まる値である。ここで、核医学画像の位置分解能は、一般的に、大きい値（例えば、１ｃｍなど）となるため、核医学画像においては、部分容積効果（ＰＶＥ：Partial Volume Effect）と呼ばれる現象が起こることが知られている。
【０００５】
ＰＶＥは、位置分解能の乏しさにより、核医学画像の画素値が、放射性物質が集積しているホット領域で小さい値（過小評価）となり、放射性物質が集積していないコールド領域で大きい値（過大評価）となる現象である。すなわち、放射性医薬品の体内分布を正確に測定するためには、核医学画像において、ＰＶＥによる画素値の変化を補正（ＰＶＥ補正）する必要がある。
【０００６】
このため、核医学画像にてホット領域と判定される領域の体積と、位置分解能とから、ホット領域の画素値を真の値となるように補正を行なうためのリカバリー係数を予め算出しておき、リカバリー係数を画素値に乗算することで、ＰＶＥ補正を行なう技術が知られている。しかし、リカバリー係数を用いた核医学画像のＰＶＥ補正は、放射性物質が体内で一点のみに集積している場合有効であるが、実際には、放射性物質が体内で一点のみに集積していることはありえないため、実用的な補正技術ではない。
【０００７】
そこで、デコンボリューション法（Deconvolution法）により、核医学画像のＰＶＥ補正を行なう技術が知られている。上述したように、核医学画像の位置分解能は、核医学診断装置のシステム構成により既知であり、デコンボリューション法による核医学画像のＰＶＥ補正では、位置分解能で決まる分布関数により逆重畳積分処理が行なわれる。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００８】
【特許文献１】特開２００７−１０７９９５号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００９】
しかしながら、上記したデコンボリューション法は、以下に説明する要因により、核医学画像のＰＶＥを精度よく簡易に補正することができないといった課題があった。すなわち、デコンボリューション法は、高周波強調フィルターのため、ノイズが強調されてしまい、デコンボリューション法による核医学画像のＰＶＥ補正では、核医学画像のＳ／Ｎ比が悪くなってしまう場合があった。
【００１０】
また、デコンボリューション法は、無限に細かいサンプリングの場合にのみ成立する補正処理であるが、デコンボリューション法による核医学画像のＰＶＥ補正では、画素（ピクセル）単位の有限なサンプリングであるため、核医学画像のＳ／Ｎ比が悪くなってしまう場合があった。
【００１１】
また、デコンボリューション法による核医学画像のＰＶＥ補正では、補正処理における制約条件を付加できないため、補正処理に要する計算量が膨大となってしまう場合があった。
【００１２】
そこで、この発明は、上述した従来技術の課題を解決するためになされたものであり、核医学画像の部分容積効果を精度よく簡易に補正することが可能となる核医学イメージング装置および画像処理プログラムを提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１３】
上述した課題を解決し、目的を達成するために、本発明は、被検体に投与された核種が放出する放射線を検出して核医学画像を生成する核医学イメージング装置であって、前記核医学画像にて設定された関心領域を構成する画素の画素値から最大値を抽出する最大値抽出手段と、自装置の位置分解能に起因する画素値低下が生じても、前記最大値抽出手段によって抽出された前記最大値が得られることが推定される推定値を、当該位置分解能から定まる所定の係数を用いて算出する推定値算出手段と、前記推定値算出手段によって算出された前記推定値を上限値とし、当該上限値を予め設定された分割数にて分割した複数の値を決定し、当該決定した複数の値それぞれが前記関心領域を構成する各画素の画素値とされる複数の画像を第一の画像群として生成する第一の画像群生成手段と、前記第一の画像群生成手段によって生成された前記第一の画像群の各画像に対して、前記位置分解能によって定まる応答関数を用いた画質劣化処理を行なうことで、第二の画像群を生成する第二の画像群生成手段と、前記第二の画像群生成手段によって生成された前記第二の画像群の各画像と前記関心領域との間で対応する画素の画素値を差分して差分情報を算出し、当該算出した差分情報が最小となる画像を前記関心領域が補正された補正画像として選択する補正画像選択手段と、を備えたことを特徴とする。
【００１４】
また、本発明は、被検体に投与された核種が放出する放射線を検出することで生成された核医学画像の画像処理を行なう画像処理方法をコンピュータに実行させる画像処理プログラムであって、前記核医学画像にて設定された関心領域を構成する画素の画素値から最大値を抽出する最大値抽出手順と、前記核医学画像を生成した核医学イメージング装置の位置分解能に起因する画素値低下が生じても、前記最大値抽出手順によって抽出された前記最大値が得られることが推定される推定値を、当該位置分解能から定まる所定の係数を用いて算出する推定値算出手順と、前記推定値算出手順によって算出された前記推定値を上限値とし、当該上限値を予め設定された分割数にて分割した複数の値を決定し、当該決定した複数の値それぞれが前記関心領域を構成する各画素の画素値とされる複数の画像を第一の画像群として生成する第一の画像群生成手順と、前記第一の画像群生成手順によって生成された前記第一の画像群の各画像に対して、前記位置分解能によって定まる応答関数を用いた画質劣化処理を行なうことで、第二の画像群を生成する第二の画像群生成手順と、前記第二の画像群生成手順によって生成された前記第二の画像群の各画像と前記関心領域との間で対応する画素の画素値を差分して差分情報を算出し、当該算出した差分情報が最小となる画像を前記関心領域が補正された補正画像として選択する補正画像選択手順と、をコンピュータに実行させることを特徴とする。
【発明の効果】
【００１５】
請求項１または４の発明によれば、核医学画像の部分容積効果を精度よく簡易に補正することが可能となる。
【図面の簡単な説明】
【００１６】
【図１】図１は、本実施例におけるＳＰＥＣＴ装置の構成を説明するための図である。
【図２】図２は、画像処理部の構成を説明するための図である。
【図３】図３は、腫瘍領域の設定を説明するための図である。
【図４】図４は、設定情報記憶部を説明するための図である。
【図５】図５は、最大値抽出部、推定値算出部、第一画像群生成部および第二画像群生成部を説明するための図である。
【図６】図６は、補正画像選択部を説明するための図である。
【図７】図７は、補正ＳＰＥＣＴ画像生成部を説明するための図である。
【図８】図８は、本実施例におけるＳＰＥＣＴ装置の画像処理を説明するためのフローチャートである。
【図９】図９は、本実施例における変形例を説明するための図である。
【発明を実施するための形態】
【００１７】
以下に添付図面を参照して、この発明に係る核医学イメージング装置および画像処理装置の好適な実施例を詳細に説明する。なお、以下では、本発明を、核医学イメージング装置であるシングルフォトンエミッションＣＴ装置（ＳＰＥＣＴ装置）に適用した場合について説明する。
【実施例】
【００１８】
まず、本実施例におけるＳＰＥＣＴ装置の構成について説明する。図１は、本実施例におけるＳＰＥＣＴ装置の構成を説明するための図である。図１に示すように、本実施例におけるＳＰＥＣＴ装置は、架台装置１０と、コンソール装置２０とを有する。
【００１９】
架台装置１０は、被検体Ｐに投与され、被検体Ｐの生体組織に選択的に取り込まれた放射性医薬品から放射されるガンマ線を検出して投影データを収集する装置であり、天板１１と、寝台１２と、寝台駆動部１３と、ガンマカメラ１４と、カメラ駆動部１５とを有する。なお、架台装置１０は、図１に示すように、撮影口となる空洞を有する。
【００２０】
天板１１は、被検体Ｐが横臥するベッドであり、寝台１２の上に配置される。寝台駆動部１３は、後述する寝台制御部２３の制御のもと、寝台１２を移動することにより、被検体Ｐを架台装置１０の撮影口内に移動させる。
【００２１】
ガンマカメラ１４は、被検体Ｐの生体組織に選択的に取り込まれた放射性医薬品の核種（ＲＩ：Radio Isotope）から放射されるガンマ線の強度分布を２次元的に検出し、検出した２次元ガンマ線強度分布データを、例えば、増幅処理、Ａ／Ｄ変換処理することで投影データを生成する装置であり、生成した投影データを後述するデータ収集部２５に送信する。例えば、ガンマカメラ１４は、放射されたガンマ線を紫外領域にピークを持つ光に変換するシンチレータと、シンチレータからの発光を増倍して電気信号に変換する半導体素子アレイである光電子倍増管（ＰＭＴ：Photomultiplier Tube）とを有する。なお、本実施例では、ガンマカメラ１４が一台のみ設置される場合について説明するが、本発明は、ガンマカメラ１４が複数台設置される場合であっても適用可能である。
【００２２】
カメラ駆動部１５は、後述するカメラ制御部２４の制御のもと、ガンマカメラ１４を移動させる装置である。例えば、カメラ駆動部１５は、ガンマカメラ１４を架台装置１０の撮影口内に沿って回転駆動させ、これにより、ガンマカメラ１４は、被検体Ｐの周囲を回転して、３６０度の方向における投影データを生成する。
【００２３】
コンソール装置２０は、操作者によるＳＰＥＣＴ装置の操作を受け付けるとともに、架台装置１０によって収集された投影データから被検体Ｐに投与した放射性医薬品の体内分布が描出された断層画像である核医学画像（ＳＰＥＣＴ画像）を再構成する装置である。
【００２４】
具体的には、コンソール装置２０は、図１に示すように、入力部２１と、表示部２２と、寝台制御部２３と、カメラ制御部２４と、データ収集部２５と、画像再構成部２６と、画像処理部２７と、データ記憶部２８と、システム制御部２９とを有し、コンソール装置２０が有する各部は、内部バスを介して接続される。
【００２５】
入力部２１は、ＳＰＥＣＴ装置の操作者が各種指示や各種設定の入力に用いるマウスやキーボードなどを有し、操作者から受け付けた指示や設定の情報を、システム制御部２９に転送する。
【００２６】
なお、本実施例において、入力部２１が操作者から受け付ける各種指示および各種設定の情報については、のちに詳述する。
【００２７】
表示部２２は、操作者によって参照されるモニタであり、システム制御部２９による制御のもと、ＳＰＥＣＴ画像などを操作者に表示したり、入力部２１を介して操作者から各種指示や各種設定などを受け付けるためのＧＵＩ（Graphical  User  Interface）を表示したりする。
【００２８】
データ収集部２５は、ガンマカメラ１４から送信された投影データを収集し、収集した投影データそれぞれに対して、対数変換処理、オフセット補正、感度補正、ビームハードニング補正などの補正処理を行なって補正処理済み投影データを生成し、生成した補正処理済み投影データをデータ記憶部２８に格納する。
【００２９】
画像再構成部２６は、データ記憶部２８から補正処理済み投影データを読み出し、読み出した補正処理済み投影データ（例えば、３６０度方向分の補正処理済み投影データ）を逆投影処理することで、ＳＰＥＣＴ画像を再構成する。そして、画像再構成部２６は、再構成したＳＰＥＣＴ画像をデータ記憶部２８に格納する。
【００３０】
画像処理部２７は、データ記憶部２８からＳＰＥＣＴ画像を読み出し、読み出したＳＰＥＣＴ画像に対して画像処理を行ない、画像処理済みＳＰＥＣＴ画像をデータ記憶部２８に格納する。なお、本実施例の画像処理部２７が実行する画像処理の内容については、のちに詳述する。
【００３１】
システム制御部２９は、架台装置１０およびコンソール装置２０の動作を制御することによって、ＳＰＥＣＴ装置の全体制御を行う。具体的には、システム制御部２９は、寝台制御部２３およびカメラ制御部２４を制御することで、架台装置１０における投影データの収集処理を実行させる。また、システム制御部２９は、データ収集部２５の補正処理と、画像再構成部２６および画像処理部２７の画像生成処理を制御することで、コンソール装置２０における画像処理全体を制御する。また、システム制御部２９は、データ記憶部２８が記憶する画像（ＳＰＥＣＴ画像および画像処理済みＳＰＥＣＴ画像）を、表示部２２に表示するように制御する。
【００３２】
ここで、核医学画像であるＳＰＥＣＴ画像の位置分解能は、ガンマカメラ１４の性能や投影データの収集法、ＳＰＥＣＴ画像の再構成法など、ＳＰＥＣＴ装置のシステム構成により定まる値である。そして、核医学画像においては、位置分解能の乏しさにより、部分容積効果（ＰＶＥ：Partial Volume Effect）と呼ばれる現象が起こることが知られている。ＰＶＥは、核医学画像の画素値が、放射性物質が集積しているホット領域で小さい値（過小評価）となり、放射性物質が集積していないコールド領域で大きい値（過大評価）となる現象であり、放射性物質の体内分布を正確に判断するためには、ＰＶＥを補正する必要がある。
【００３３】
そこで、本実施例におけるＳＰＥＣＴ装置は、以下、詳細に説明する画像処理部２７の画像処理により、核医学画像（ＳＰＥＣＴ）の部分容積効果を精度よく簡易に補正することが可能となることに主たる特徴がある。
【００３４】
この主たる特徴について、図２〜７を用いて説明する。なお、図２は、画像処理部の構成を説明するための図であり、図３は、腫瘍領域の設定を説明するための図であり、図４は、設定情報記憶部を説明するための図であり、図５は、最大値抽出部、推定値算出部、第一画像群生成部および第二画像群生成部を説明するための図であり、図６は、補正画像選択部を説明するための図であり、図７は、補正ＳＰＥＣＴ画像生成部を説明するための図である。
【００３５】
図２に示すように、本実施例における画像処理部２７は、設定情報記憶部２７ａと、最大値抽出部２７ｂと、推定値算出部２７ｃと、第一画像群生成部２７ｄと、第二画像群生成部２７ｅと、補正画像選択部２７ｆと、補正ＳＰＥＣＴ画像生成部２７ｇとを有する。
【００３６】
まず、画像処理部２７による処理を開始するために、操作者は、入力部２１を介して、ＰＶＥの補正対象となるＳＰＥＣＴ画像の表示要求を入力する。そして、システム制御部２９は、入力部２１から転送された表示要求に該当するＳＰＥＣＴ画像（補正対象ＳＰＥＣＴ画像）をデータ記憶部２８から読み出し、表示部２２のモニタにて表示させる。
【００３７】
そして、操作者は、図３に示すように、表示部２２のモニタに表示された補正対象ＳＰＥＣＴ画像を参照し、ＰＶＥ補正を行なう関心領域である腫瘍領域の設定を行なう。すなわち、操作者は、補正対象ＳＰＥＣＴ画像にてＲＩが集積されていることから腫瘍であると推定した腫瘍領域における放射性医薬品の正確な分布を得るために、推定した腫瘍領域を、ＰＶＥ補正を限定して行なう関心領域として設定する。
【００３８】
なお、本実施例では、補正対象ＳＰＥＣＴ画像にて腫瘍領域が設定される場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではなく、例えば、補正対象ＳＰＥＣＴ画像と同一断面にてＸ線ＣＴ装置が被検体Ｐを撮影したＸ線ＣＴ画像を参照することで操作者が腫瘍であると推定した腫瘍領域が、補正対象ＳＰＥＣＴ画像における腫瘍領域として設定される場合であってもよい。また、腫瘍領域を推定する画像は、補正対象ＳＰＥＣＴ画像と同一断面にてＭＲＩ装置が被検体Ｐを撮影したＭＲＩ画像である場合であってもよい。
【００３９】
また、本発明は、ＳＰＥＣＴ装置とＸ線ＣＴ装置とが一体化されたＳＰＥＣＴ―ＣＴ装置において、被検体Ｐの同一断面を撮影したＳＰＥＣＴ画像およびＸ線ＣＴ画像を再構成し、補正対象ＳＰＥＣＴ画像と同時に再構成されたＸ線ＣＴ画像を参照することで操作者が腫瘍であると推定した腫瘍領域が、補正対象ＳＰＥＣＴ画像における腫瘍領域として設定される場合であってもよい。
【００４０】
図２に戻って、設定情報記憶部２７ａは、推定値算出部２７ｃ、第一画像群生成部２７ｄおよび第二画像群生成部２７ｅの処理に用いられる設定情報を記憶する。具体的には、設定情報記憶部２７ａは、図４の（Ａ）に示すように、「リカバリー係数：Ｒ」と、「分割数：ｎ」と、「応答関数：ｈ（ｔ）」とを設定情報として記憶する。なお、設定情報は、予め操作者により入力部２１を介して入力され、システム制御部２９により、設定情報記憶部２７ａに格納される。
【００４１】
ここで、「リカバリー係数：Ｒ」は、ＳＰＥＣＴ装置の位置分解能から定まる数値であり、具体的には、図４の（Ｂ）に示すように、位置分解能の乏しさにより、ＲＩ集積部位の画素値が過小評価され、ＲＩ非集積部位の画素値が過大評価されることで広がった分布状態となった画素値分布が、体内で一点に集積したＲＩに由来する画素値分布であると仮定した場合の理想値となるように補正するための値である。例えば、リカバリー係数は、画素値に乗算することで理想値となる値として設定される。
【００４２】
また、「応答関数：ｈ（ｔ）」は、ＳＰＥＣＴ装置の位置分解能から定まる関数であり、具体的には、ガンマ線の周波数（ｔ）方向における真の強度分布が、実際に実測された場合の強度分布を推定するために用いられ、例えば、図４の（Ｃ）に示すような関数となる。すなわち、ガンマ線の周波数方向における真の強度分布は、実測された場合、位置分解能により「ぼけた強度分布」となるが、「応答関数：ｈ（ｔ）」は、位置分解能による強度分布の「ぼけ」を定義するための関数であり、一般的に、コンボリューション法（Convolution法）において用いられる関数である。なお、図４の（Ａ）に示す「分割数：ｎ」については、のちに詳述する。
【００４３】
図２に戻って、最大値抽出部２７ｂは、図５の（Ａ）に示すように、補正対象ＳＰＥＣＴ画像にて設定された腫瘍領域を構成する画素の画素値から最大値（Ｐｍａｘ）を抽出する。
【００４４】
図２に戻って、推定値算出部２７ｃは、図５の（Ｂ）に示すように、最大値抽出部２７ｂによって抽出された最大値（Ｐｍａｘ）に、設定情報記憶部２７ａが記憶するリカバリー係数（Ｒ）を乗算することで推定値（Ｉｍａｘ＝Ｐｍａｘ×Ｒ）を算出する。すなわち、推定値算出部２７ｃは、腫瘍領域を構成する一つの画素に、当該腫瘍領域に対応する被検体Ｐの組織内に集積しているＲＩが集中して存在すると仮定した場合、ＳＰＥＣＴ装置の位置分解能に起因する画素値低下が生じても、「Ｐｍａｘ」が得られることが推定される推定値として、「Ｉｍａｘ＝Ｐｍａｘ×Ｒ」を算出する。
【００４５】
図２に戻って、第一画像群生成部２７ｄは、推定値算出部２７ｃによって算出された推定値「Ｉｍａｘ」を上限値とし、当該上限値を設定情報記憶部２７ａが記憶する「分割数：ｎ」にて分割した「ｎ個の値」を決定する。例えば、第一画像群生成部２７ｄは、「分割数：１００」である場合、図５の（Ｃ）に示すように、上限値を「Ｉｍａｘ」とし、下限値を「０」としたうえで、「０〜Ｉｍａｘ」の範囲内の値を１００段階に分割することで、「１００個の値」を決定する。なお、下限値は、「０」である場合に限定されるものではなく、例えば、上限値の「０．５％」に対応する値として設定される場合であってもよい。
【００４６】
そして、第一画像群生成部２７ｄは、決定した「ｎ個の値」それぞれが腫瘍領域を構成する各画素の画素値とされる複数の画像を第一画像群として生成する。例えば、図５の（Ｃ）に示すように、第一画像群生成部２７ｄは、腫瘍領域を構成する画素数が「ｋ」である場合、決定した「１００個の値」それぞれを各画素の画素値とする「１００ｋ個」の画像からなる第一画像群を生成する。
【００４７】
図２に戻って、第二画像群生成部２７ｅは、第一画像群生成部２７ｄによって生成された第一画像群の各画像に対して、設定情報記憶部２７ａが記憶する「応答関数：ｈ（ｔ）」を用いた処理を行なうことで、第二画像群を生成する。すなわち、第二画像群生成部２７ｅは、図５の（Ｄ）に示すように、位置分解能により定まる「応答関数：ｈ（ｔ）」により、第一画像群の各画像の画質を位置分解能に応じて劣化させる（ぼかす）ことで、「１００ｋ個」の画像からなる第二画像群を生成する。なお、応答関数を処理した場合、第二画像群の各画像の位置分解能は、低下することなく、第一画像群の各画像の位置分解能と同じとなる。
【００４８】
図２に戻って、補正画像選択部２７ｆは、第二画像群生成部２７ｅによって生成された第二画像群の各画像と腫瘍領域との間で対応する画素の画素値を差分して差分情報を算出する。例えば、補正画像選択部２７ｆは、図６に示すように、第二画像群の各画像と腫瘍領域との間で対応する画素の画素値の差分値から、第二画像群の各画像における平均二乗誤差の平方根 （ＲＭＳＥ：Root Mean-Square Error）を算出する。
【００４９】
そして、補正画像選択部２７ｆは、図６に示すように、算出したＲＭＳＥが最小となる画像を、腫瘍領域がＰＶＥ補正された腫瘍領域補正画像として選択する。
【００５０】
図２に戻って、補正ＳＰＥＣＴ画像生成部２７ｇは、補正画像選択部２７ｆによって選択された腫瘍領域補正画像を腫瘍領域と置換することで、補正対象ＳＰＥＣＴ画像が補正された補正ＳＰＥＣＴを生成する。すなわち、補正ＳＰＥＣＴ画像生成部２７ｇは、図７に示すように、補正画像選択部２７ｆによって選択された腫瘍領域補正画像（図６参照）を、操作者によって補正対象ＳＰＥＣＴ画像にて設定された腫瘍領域（図３参照）と置換することで、補正ＳＰＥＣＴ画像を生成する。
【００５１】
そして、システム制御部２９は、補正ＳＰＥＣＴ画像生成部２７ｇによって生成された補正ＳＰＥＣＴ画像を表示部２２のモニタにて表示させる。なお、補正画像選択部２７ｆおよび補正ＳＰＥＣＴ画像生成部２７ｇそれぞれは、腫瘍領域補正画像および補正ＳＰＥＣＴ画像それぞれをデータ記憶部２８に格納しており、システム制御部２９は、補正画像選択部２７ｆによって選択された腫瘍領域補正画像をモニタにて表示させることも可能である。
【００５２】
次に、図８を用いて、本実施例におけるＳＰＥＣＴ装置の画像処理について説明する。図８は、本実施例におけるＳＰＥＣＴ装置の画像処理を説明するためのフローチャートである。
【００５３】
図８に示すように、本実施例におけるＳＰＥＣＴ装置は、操作者から入力部２１を介して、補正対象ＳＰＥＣＴ画像の表示要求を受け付けると（ステップＳ１０１肯定）、システム制御部２９は、データ記憶部２８から補正対象ＳＰＥＣＴ画像を読み出して、表示部２２のモニタにて表示するように制御する（ステップＳ１０２）。
【００５４】
そして、システム制御部２９は、表示部２２のモニタにて表示された補正対象ＳＰＥＣＴ画像を参照する操作者から腫瘍領域が設定されたか否かを判定する（ステップＳ１０３）。
【００５５】
腫瘍領域が設定されない場合（ステップＳ１０３否定）、システム制御部２９は、ステップＳ１０３における判定処理を継続する。
【００５６】
一方、腫瘍領域が設定された場合（ステップＳ１０３肯定）、システム制御部２９の制御により、最大値抽出部２７ｂは、補正対象ＳＰＥＣＴ画像にて設定された腫瘍領域を構成する画素の画素値から最大値（Ｐｍａｘ）を抽出する（ステップＳ１０４）。
【００５７】
そして、推定値算出部２７ｃは、最大値抽出部２７ｂによって抽出された最大値（Ｐｍａｘ）に、設定情報記憶部２７ａが記憶するリカバリー係数（Ｒ）を乗算することで推定値（Ｉｍａｘ＝Ｐｍａｘ×Ｒ）を算出する（ステップＳ１０５）。
【００５８】
そののち、第一画像群生成部２７ｄは、推定値算出部２７ｃによって算出された推定値「Ｉｍａｘ」を上限値とし、当該上限値を設定情報記憶部２７ａが記憶する「分割数：ｎ」にて分割した複数の値（ｎ個の値）を決定する（ステップＳ１０６）。
【００５９】
続いて、第一画像群生成部２７ｄは、決定した複数の値（ｎ個の値）それぞれが腫瘍領域を構成する各画素の画素値とされる複数の画像からなる第一画像群を生成する（ステップＳ１０７）。
【００６０】
そして、第二画像群生成部２７ｅは、第一画像群生成部２７ｄによって生成された第一画像群の各画像に対して、設定情報記憶部２７ａが記憶する「応答関数：ｈ（ｔ）」を用いた処理を行なうことで、第一画像群の各画像を位置分解能に応じて「ぼかした」第二画像群を生成する（ステップＳ１０８）。
【００６１】
そののち、補正画像選択部２７ｆは、第二画像群生成部２７ｅによって生成された第二画像群の各画像と腫瘍領域との間でＲＭＳＥを算出する（ステップＳ１０９）。
【００６２】
続いて、補正画像選択部２７ｆは、第二画像群の各画像において、算出したＲＭＳＥが最小となる画像を腫瘍領域補正画像として選択する（ステップＳ１１０）。
【００６３】
そして、補正ＳＰＥＣＴ画像生成部２７ｇは、補正画像選択部２７ｆによって選択された腫瘍領域補正画像を腫瘍領域と置換して補正ＳＰＥＣＴ画像を生成する（ステップＳ１１１）。
【００６４】
そののち、システム制御部２９は、補正ＳＰＥＣＴ画像生成部２７ｇによって生成された補正ＳＰＥＣＴ画像を表示部２２のモニタにて表示するように制御し（ステップＳ１１２）、処理を終了する。
【００６５】
上述してきたように、本実施例では、最大値抽出部２７ｂは、補正対象ＳＰＥＣＴ画像にて設定された腫瘍領域を構成する画素の画素値から最大値を抽出し、推定値算出部２７ｃは、最大値抽出部２７ｂによって抽出された最大値に、設定情報記憶部２７ａが記憶するリカバリー係数を乗算することでＳＰＥＣＴ装置の位置分解能に起因する画素値低下が生じても、最大値が得られることが推定される推定値を算出する。
【００６６】
そして、第一画像群生成部２７ｄは、推定値算出部２７ｃによって算出された推定値を上限値とし、当該上限値を設定情報記憶部２７ａが記憶する分割数にて分割した複数の値を決定し、決定した複数の値それぞれが腫瘍領域を構成する各画素の画素値とされる複数の画像を第一画像群として生成する。第二画像群生成部２７ｅは、第一画像群生成部２７ｄによって生成された第一画像群の各画像に対して、設定情報記憶部２７ａが記憶する応答関数を用いた画質劣化処理を行なうことで、第二画像群を生成する。
【００６７】
そして、補正画像選択部２７ｆは、第二画像群生成部２７ｅによって生成された第二画像群の各画像と腫瘍領域との間で対応する画素の画素値を差分して差分情報を算出し算出した差分情報が最小となる画像を、腫瘍領域がＰＶＥ補正された腫瘍領域補正画像として選択する。そして、補正ＳＰＥＣＴ画像生成部２７ｇは、補正画像選択部２７ｆによって選択された腫瘍領域補正画像を腫瘍領域と置換することで、補正対象ＳＰＥＣＴ画像が補正された補正ＳＰＥＣＴ画像を生成する。
【００６８】
したがって、処理対象を腫瘍領域に限定し、当該腫瘍領域から有限個の第一画像群を生成し、有限個の第一画像群に対してコンボリューション法により有限個の第二画像群を生成して腫瘍領域のＰＶＥが補正された画像を選択することで、従来のデコンボリューション法のようにＳ／Ｎ比を低減させることなく、有限の処理数にて補正処理を行なうことができるので、上記した主たる特徴の通り、核医学画像（ＳＰＥＣＴ画像）の部分容積効果を精度よく簡易に補正することが可能となる。
【００６９】
なお、上記の実施例では、ＰＶＥの補正対象となる腫瘍領域が１つ設定される場合について説明したが、本発明はこれに限定されるものではなく、ＰＶＥの補正対象となる腫瘍領域が複数設定される場合であってもよい。腫瘍領域が複数設定される変形例について、図９を用いて説明する。なお、図９は、本実施例における変形例を説明するための図である。
【００７０】
図９に示すように、変形例においては、補正対象ＳＰＥＣＴ画像において、３つの腫瘍領域（腫瘍領域１、腫瘍領域２および腫瘍領域３）が操作者により設定される。そして、最大値抽出部２７ｂは、腫瘍領域１、腫瘍領域２および腫瘍領域３それぞれにて最大値を算出し、推定値算出部２７ｃは、腫瘍領域１、腫瘍領域２および腫瘍領域３それぞれにて推定値を算出する。そして、第一画像群生成部２７ｄは、腫瘍領域１、腫瘍領域２および腫瘍領域３それぞれの第一画像群を生成し、第二画像群生成部２７ｅは、腫瘍領域１、腫瘍領域２および腫瘍領域３それぞれの第二画像群を生成する。
【００７１】
そして、補正画像選択部２７ｆは、各腫瘍領域の第二画像群の各画像と対応する腫瘍領域とを用いてＲＭＳＥを算出することで、腫瘍領域１、腫瘍領域２および腫瘍領域３それぞれの腫瘍領域補正画像を選択し、補正ＳＰＥＣＴ画像生成部２７ｇは、補正画像選択部２７ｆによって選択された各腫瘍領域補正画像を対応する腫瘍領域と置換して補正ＳＰＥＣＴ画像を生成する。これにより、腫瘍領域がＳＰＥＣＴ画像にて複数推定される場合であっても、ＳＰＥＣＴ画像の部分容積効果を精度よく簡易に補正することが可能となる。
【００７２】
また、本実施例では、ＳＰＥＣＴ画像における位置分解能が画像内で一定である場合について説明したが、本発明は、ＳＰＥＣＴ画像における位置分解能が画像内で異なる場合であっても適用可能である。
【００７３】
すなわち、ＳＰＥＣＴ画像における位置分解能が画像内で異なる場合、操作者は、ＳＰＥＣＴ画像内の位置ごとに、対応する位置分解能から定まるリカバリー係数および応答関数を設定情報記憶部２７ａに格納しておき、画像処理部２７は、設定された腫瘍領域に対応するリカバリー係数および応答関数を用いることで、推定値の算出処理および第二画像群の生成処理を行なう。これにより、ＳＰＥＣＴ画像における位置分解能が画像内で異なる場合であっても、画像処理部２７は、腫瘍領域補正画像を選択して、補正ＳＰＥＣＴ画像を生成することができる。
【００７４】
また、本実施例では、ＳＰＥＣＴ装置によって生成されたＳＰＥＣＴ画像がＰＶＥ補正対象となる場合について説明した。しかし、本発明はこれに限定されるものではなく、ガンマカメラによって生成された画像や、ＳＰＥＣＴ―ＣＴ装置によって生成されたＳＰＥＣＴ画像や、ポジトロンエミッションＣＴ装置（ＰＥＴ装置）によって生成されたＰＥＴ画像や、ＰＥＴ装置とＸ線ＣＴ装置とが一体化されたＰＥＴ―ＣＴ装置によって生成されたＰＥＴ画像など、核医学画像すべてを、上述したＰＶＥ補正処理の対象とすることができる。
【産業上の利用可能性】
【００７５】
以上のように、本発明に係る核医学イメージング装置および画像処理プログラムは、被検体に投与された核種が放出する放射線を検出して核医学画像を生成する場合に有用であり、特に、核医学画像の部分容積効果を精度よく簡易に補正することに適する。
【符号の説明】
【００７６】
１０  架台装置
１１  天板
１２  寝台
１３  寝台駆動部
１４  ガンマカメラ
１５  カメラ駆動部
２０  コンソール装置
２１  入力部
２２  表示部
２３  寝台制御部
２４  カメラ制御部
２５  データ収集部
２６  画像再構成部
２７  画像処理部
２７ａ  設定情報記憶部
２７ｂ  最大値抽出部
２７ｃ  推定値算出部
２７ｄ  第一画像群生成部
２７ｅ  第二画像群生成部
２７ｆ  補正画像選択部
２７ｇ  補正ＳＰＥＣＴ画像生成部
２８  データ記憶部
２９  システム制御部
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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