(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体に対して異なる複数の方向から収集された実測投影データに基づいて放射線断層画像を生成する放射線断層画像生成装置において、
前記実測投影データの取得された領域の幅であるデータ幅の外側の投影データの推定を行わずに前記データ幅を直径とする円形領域よりも広く設定された円形領域を含む画像を逐次近似画像再構成する画像再構成部を備えていることを特徴とする放射線断層画像生成装置。
【請求項２】
請求項１に記載の放射線断層画像生成装置において、
前記画像再構成部は、前記広く設定された円形領域を含む画像の初期画像に、天板に対応する画素値を吸収係数とする先見情報を与えることを特徴とする放射線断層画像生成装置。
【請求項３】
請求項１または２に記載の放射線断層画像生成装置において、
前記画像再構成部は、前記広く設定された円形領域を含む画像の初期画像に、天板内部に対応する画素値を０とする先見情報を与えることを特徴とする放射線断層画像生成装置。
【請求項４】
請求項１から３のいずれかに記載の放射線断層画像生成装置において、
前記画像再構成部は、前記広く設定された円形領域を含む画像の初期画像に、予め設定された天板位置よりも低い画素値を０とする先見情報を与えることを特徴とする放射線断層画像生成装置。
【請求項５】
請求項１から４のいずれかに記載の放射線断層画像生成装置において、
前記実測投影データは、実測トランスミッション投影データと実測エミッション投影データであり、
前記画像再構成部は、実測トランスミッション投影データの取得された領域の幅であるデータ幅の外側の投影データの推定を行わずに前記データ幅を直径とする円形領域よりも広く設定された円形領域を含む画像を、前記実測トランスミッション投影データを用いて逐次近似画像再構成してトランスミッション画像を生成するトランスミッション画像生成部であり、
前記トランスミッション画像に基づいて求められた吸収補正用投影データを用いて実測エミッション投影データに対して吸収補正を行う吸収補正部と、
前記吸収補正部で吸収補正された前記実測エミッション投影データに基づいて画像再構成を行ってエミッション画像を生成するエミッション画像生成部と、をさらに備えていることを特徴とする放射線断層画像生成装置。
【請求項６】
請求項５に記載の放射線断層画像生成装置において、
前記エミッション画像生成部は、前記吸収補正部で吸収補正された実測エミッション投影データの取得された領域の幅であるデータ幅の外側の投影データの推定を行わずに前記データ幅を直径とする円形領域よりも広く設定された円形領域を含む画像を、前記吸収補正部で吸収補正された実測エミッション投影データを用いて逐次近似画像再構成を行ってエミッション画像を生成することを特徴とする放射線断層画像生成装置。
【請求項７】
請求項１から４のいずれかに記載の放射線断層画像生成装置において、
前記実測投影データは、実測トランスミッション投影データと実測エミッション投影データであり、
前記画像再構成部は、実測トランスミッション投影データの取得された領域の幅であるデータ幅の外側の投影データの推定を行わずに前記データ幅を直径とする円形領域よりも広く設定された円形領域を含む画像を、前記実測トランスミッション投影データを用いて逐次近似画像再構成してトランスミッション画像を生成するトランスミッション画像生成部であり、
前記実測エミッション投影データに基づいて前記トランスミッション画像を利用した逐次近似画像再構成を行ってエミッション画像を生成するエミッション画像生成部と、をさらに備えていることを特徴とする放射線断層画像生成装置。
【請求項８】
請求項７に記載の放射線断層画像生成装置において、
前記エミッション画像生成部は、実測エミッション投影データの取得された領域の幅であるデータ幅の外側の投影データの推定を行わずに前記データ幅を直径とする円形領域よりも広く設定された円形領域を含む画像を、前記実測エミッション投影データを用いて前記トランスミッション画像を利用した逐次近似画像再構成を行ってエミッション画像を生成することを特徴とする放射線断層画像生成装置。
【請求項９】
請求項１から４のいずれかに記載の放射線断層画像生成装置において、
前記放射線断層画像は、エミッション画像であることを特徴とする放射線断層画像生成装置。
【請求項１０】
請求項１から４のいずれかに記載の放射線断層画像生成装置において、
前記放射線断層画像は、トランスミッション画像であることを特徴とする放射線断層画像生成装置。
【請求項１１】
請求項１から４のいずれかに記載の放射線断層画像生成装置において、
前記実測投影データは、複数の放射線検出器により収集されたものであることを特徴とする放射線断層画像生成装置。
【請求項１２】
実測投影データに基づいて放射線断層画像を生成する放射線断層撮影装置であって、
被検体に対して異なる複数の方向から前記実測投影データを収集するデータ収集部と、
前記実測投影データの取得された領域の幅であるデータ幅の外側の投影データの推定を行わずに前記データ幅を直径とする円形領域よりも広く設定された円形領域を含む画像を逐次近似画像再構成する画像再構成部と、
を備えていることを特徴とする放射線断層撮影装置。
【請求項１３】
被検体に対して異なる複数の方向から収集された実測投影データに基づいて放射線断層画像を生成する処理をコンピュータに実行させるための放射線断層画像生成プログラムであって、
前記実測投影データの取得された領域の幅であるデータ幅の外側の投影データの推定を行わずに前記データ幅を直径とする円形領域よりも広く設定された円形領域を含む画像を逐次近似画像再構成する工程を備えていることを特徴とする放射線断層画像生成プログラム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、医療用および異物検査等の産業用に使用され、放射線（Ｘ線およびγ線等）を検出して投影データを収集し、収集した投影データを画像再構成して放射線断層画像を生成する放射線断層画像生成装置、放射線断層撮影装置および放射線断層画像生成プログラムに関する。
【背景技術】
【０００２】
従来、この種の放射線断層撮影装置として、ＰＥＴ装置、ＳＰＥＣＴ装置、Ｘ線ＣＴ装置、ＰＥＴ／ＣＴ装置およびＳＰＥＣＴ／ＣＴ装置などがある（例えば、特許文献１参照）。これらの装置は、測定によって収集された図１４（ａ）に示す実測投影データ（サイノグラム）を画像再構成することで被検体の断層画像（図１４（ｂ））を取得している。
【０００３】
しかしながら、被検体よりも撮影断面の有効視野（ＦＯＶ）が狭い場合には、被検体が有効視野をはみ出して欠ける、いわゆるトランケーションが生じる。なお、はみ出した部分をトランケーション部分とする。図１４（ｃ）は、トランケーションが生じた実測投影データ（サイノグラム）を示す図である。図１４（ｃ）中の破線とサイノグラムで囲まれた領域が符号２００に示すトランケーション部分である。このようなトランケーションした（被検体が欠けた）実測投影データをそのままの状態で画像再構成（例えばＭＬ−ＥＭ法）すると、図１４（ｄ）に示すように、生成された断層画像（再構成画像）の有効視野内の外端であって被検体がはみ出した領域付近にトランケーションアーチファクトが生じるという問題がある。
【０００４】
さらに、例えば、ＰＥＴ／ＣＴ装置やＳＰＥＣＴ／ＣＴ装置（ＣＴはトランスミッションＣＴを含む）等の複数の撮影システム（モダリティ）で構成される放射線断層撮影装置においては、一般的にＰＥＴ装置やＳＰＥＣＴ装置よりもＣＴ装置の撮影の有効視野が狭いことが知られている（例えば特許文献１、並びに非特許文献１および２参照）。そのため、ＣＴ画像をＰＥＴ装置やＳＰＥＣＴ装置の吸収補正に用いようとする場合には、Ｘ線ＣＴ画像に生じたトランケーションアーチファクトの影響が吸収補正後に画像再構成されたＰＥＴ画像にも与えてしまうこととなる。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００５】
【特許文献１】特開２０００−０２８７２８号公報
【非特許文献】
【０００６】
【非特許文献１】四月朔日聖一、ＰＥＴとＰＥＴ／ＣＴにおける減弱補正法の基礎と有用性（日本放射線技術学会雑誌、２００６）
【非特許文献２】Thomas Beyer et al. Whole-body 18F-FDG PET/CT in the Presence of Truncation Artifacts (J Nucl Med 2006; 47:91-99.)
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
しかしながら、このような構成を有する従来例の場合には、次のような問題がある。
すなわち、トランケーションアーチファクトの発生は、トランケーション部分を推定することにより防止している。例えば特許文献１では、ＳＰＥＣＴ画像から被検体の体輪郭を抽出し、抽出した体輪郭を用いて楕円近似によりトランスミッションＣＴ投影データの総和値およびトランスミッションＣＴ像の重心からトランケーション部分を推定し、トランスミッションＣＴ投影データに２次式外挿することでトランケーション補正を行っている。この手法は、実用化されているものの、被検体境界位置の推定などにパラメータの最適化が必要であり、アルゴリズム的に煩雑さを含むものである。
【０００８】
本発明は、このような事情に鑑みてなされたものであって、パラメータの最適化をほとんど必要としなく、トランケーション部分の画像推定が行われた放射線断層画像を容易に取得することが可能な放射線断層画像生成装置、放射線断層撮影装置および放射線断層画像生成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】
【０００９】
本発明は、このような目的を達成するために、次のような構成をとる。すなわち、本発明に係る放射線断層画像生成装置は、被検体に対して異なる複数の方向から収集された実測投影データに基づいて放射線断層画像を生成する放射線断層画像生成装置において、前記実測投影データの取得された領域の幅であるデータ幅の外側の投影データの推定を行わずに前記データ幅を直径とする円形領域よりも広く設定された円形領域を含む画像を逐次近似画像再構成する画像再構成部を備えていることを特徴とするものである。
【００１０】
本発明に係る放射線断層画像生成装置によれば、画像再構成部は、実測投影データの取得された領域の幅であるデータ幅の外側の投影データの推定を行わずにデータ幅を直径とする円形領域よりも広く設定された円形領域を含む画像を逐次近似画像再構成する。逐次近似画像再構成の画像を広く設定することにより、実測投影データが、被検体Ｍが検出範囲からはみ出してトランケーションしている場合でも揃っている実測投影データでトランケーション部分の画像を推定することができる。揃っている実測投影データは、放射線断層画像を生成するための投影データに推定された部分を有することによる誤差が生じないので、投影データ間の整合性が高くアーチファクトを低減させることができる。したがって、パラメータの最適化などの設定をほとんど必要としなく、トランケーション部分の画像推定が行われた放射線断層画像を容易に取得することができる。
【００１１】
また、本発明に係る放射線断層画像生成装置において、前記画像再構成部は、前記広く設定された円形領域を含む画像の初期画像に、天板に対応する画素値を吸収係数とする先見情報を与えることが好ましい。これにより、逐次近似画像再構成の際に、天板に対応する画素値の精度を高めることができ、また、これに伴いトランケーション部分の画素値の精度を高めることができる。
【００１２】
また、本発明に係る放射線断層画像生成装置において、前記画像再構成部は、前記広く設定された円形領域を含む画像の初期画像に、天板内部に対応する画素値を０とする先見情報を与えることが好ましい。天板内部には被検体が配置されないので、初期画像の天板内部に対応する画素値を０として画像更新を行わないようにしている。これにより、トランケーション部分の画素値の精度を高めることができる。
【００１３】
また、本発明に係る放射線断層画像生成装置において、前記画像再構成部は、前記広く設定された円形領域を含む画像の初期画像に、予め設定された天板位置よりも低い画素値を０とする先見情報を与えることが好ましい。天板より低い位置には被検体が配置されないので、初期画像の予め設定された天板位置よりも低い画素値を０として画像更新を行わないようにしている。これにより、トランケーション部分の画素値の精度を高めることができる。
【００１４】
また、本発明に係る放射線断層画像生成装置において、前記実測投影データは、実測トランスミッション投影データと実測エミッション投影データであり、前記画像再構成部は、実測トランスミッション投影データの取得された領域の幅であるデータ幅の外側の投影データの推定を行わずに前記データ幅を直径とする円形領域よりも広く設定された円形領域を含む画像を、前記実測トランスミッション投影データを用いて逐次近似画像再構成してトランスミッション画像を生成するトランスミッション画像生成部であり、前記トランスミッション画像に基づいて求められた吸収補正用投影データを用いて実測エミッション投影データに対して吸収補正を行う吸収補正部と、前記吸収補正部で吸収補正された前記実測エミッション投影データに基づいて画像再構成を行ってエミッション画像を生成するエミッション画像生成部と、をさらに備えていることが好ましい。これにより、トランケーション部分の画像が推定されたトランスミッション画像に基づいて、吸収補正部は、実測エミッション投影データを吸収補正している。そのため、トランスミッション画像のトランケーション部分に起因するエミッション画像のアーチファクトを低減させることができる。
【００１５】
また、本発明に係る放射線断層画像生成装置において、前記エミッション画像生成部は、前記吸収補正部で吸収補正された実測エミッション投影データの取得された領域の幅であるデータ幅の外側の投影データの推定を行わずにデータ幅を直径とする円形領域よりも広く設定された円形領域を含む画像を、前記吸収補正部で吸収補正された実測エミッション投影データを用いて逐次近似画像再構成を行ってエミッション画像を生成することが好ましい。これにより、吸収補正部で吸収補正された実測エミッション投影データが、被検体Ｍが検出範囲からはみ出してトランケーションしている場合でも揃っている実測エミッション投影データでトランケーション部分の画像を推定することができる。
【００１６】
また、本発明に係る放射線断層画像生成装置において、前記実測投影データは、実測トランスミッション投影データと実測エミッション投影データであり、前記画像再構成部は、実測トランスミッション投影データの取得された領域の幅であるデータ幅の外側の投影データの推定を行わずに前記データ幅を直径とする円形領域よりも広く設定された円形領域を含む画像を、前記実測トランスミッション投影データを用いて逐次近似画像再構成してトランスミッション画像を生成するトランスミッション画像生成部であり、前記実測エミッション投影データに基づいて前記トランスミッション画像を利用した逐次近似画像再構成を行ってエミッション画像を生成するエミッション画像生成部と、をさらに備えていることが好ましい。これにより、トランケーション部分の画像が推定されたトランスミッション画像を利用した逐次近似画像再構成を行うことにより、エミッション画像生成部は、吸収補正とエミッション画像の生成を行っている。そのため、トランスミッション画像のトランケーション部分に起因するエミッション画像のアーチファクトを低減させることができる。
【００１７】
また、本発明に係る放射線断層画像生成装置において、前記エミッション画像生成部は、実測エミッション投影データの取得された領域の幅であるデータ幅の外側の投影データの推定を行わずに前記データ幅を直径とする円形領域よりも広く設定された円形領域を含む画像を、前記実測エミッション投影データを用いて前記トランスミッション画像を利用した逐次近似画像再構成を行ってエミッション画像を生成することが好ましい。これにより、実測エミッション投影データが、被検体Ｍが検出範囲からはみ出してトランケーションしている場合でも揃っている実測エミッション投影データでトランケーション部分の画像を推定することができる。また、吸収補正も行うことができる。
【００１８】
また、本発明に係る放射線断層画像生成装置の一例において、前記放射線断層画像は、エミッション画像またはトランスミッション画像であることである。エミッション画像またはトランスミッション画像の放射線断層画像を生成する際に、実測投影データがトランケーションしている場合でも揃っている実測投影データのみでトランケーション部分の画像を推定することができる。
【００１９】
また、本発明に係る放射線断層画像生成装置の一例において、前記実測投影データは、複数の放射線検出器により収集されたものであることである。例えば、検出範囲の大きさが異なる場合でも、揃っている実測投影データのみで画像を推定することができる。
【００２０】
また、本発明に係る放射線断層撮影装置は、実測投影データに基づいて放射線断層画像を生成する放射線断層撮影装置であって、被検体に対して異なる複数の方向から前記実測投影データを収集するデータ収集部と、前記実測投影データの取得された領域の幅であるデータ幅の外側の投影データの推定を行わずに前記データ幅を直径とする円形領域よりも広く設定された円形領域を含む画像を逐次近似画像再構成する画像再構成部と、を備えていることを特徴とするものである。
【００２１】
本発明に係る放射線断層撮影装置によれば、データ収集部は、被検体に対して異なる複数の方向から実測投影データを収集する。画像再構成部は、実測投影データの取得された領域の幅であるデータ幅の外側の投影データの推定を行わずにデータ幅を直径とする円形領域よりも広く設定された円形領域を含む画像を逐次近似画像再構成する。逐次近似画像再構成の画像を広く設定することにより、実測投影データが、被検体Ｍが検出範囲からはみ出してトランケーションしている場合でも揃っている実測投影データでトランケーション部分の画像を推定することができる。揃っている実測投影データは、放射線断層画像を生成するための投影データに推定された部分を有することによる誤差が生じないので、投影データ間の整合性が高くアーチファクトを低減させることができる。したがって、パラメータの最適化などの設定をほとんど必要としなく、トランケーション部分の画像推定が行われた放射線断層画像を容易に取得することができる。
【００２２】
また、本発明に係る放射線断層画像生成プログラムは、被検体に対して異なる複数の方向から収集された実測投影データに基づいて放射線断層画像を生成する処理をコンピュータに実行させるための放射線断層画像生成プログラムであって、前記実測投影データの取得された領域の幅であるデータ幅の外側の投影データの推定を行わずに前記データ幅を直径とする円形領域よりも広く設定された円形領域を含む画像を逐次近似画像再構成する工程を備えていることを特徴とするものである。
【００２３】
本発明に係る放射線断層画像生成プログラムによれば、実測投影データの取得された領域の幅であるデータ幅の外側の投影データの推定を行わずにデータ幅を直径とする円形領域よりも広く設定された円形領域を含む画像を逐次近似画像再構成する。逐次近似画像再構成の画像を広く設定することにより、実測投影データが、被検体Ｍが検出範囲からはみ出してトランケーションしている場合でも揃っている実測投影データでトランケーション部分の画像を推定することができる。揃っている実測投影データは、放射線断層画像を生成するための投影データに推定された部分を有することによる誤差が生じないので、投影データ間の整合性が高くアーチファクトを低減させることができる。したがって、パラメータの最適化などの設定をほとんど必要としなく、トランケーション部分の画像推定が行われた放射線断層画像を容易に取得することができる。
【発明の効果】
【００２４】
本発明に係る放射線断層画像生成装置、放射線断層撮影装置および放射線断層画像生成プログラムによれば、実測投影データの取得された領域の幅であるデータ幅の外側の投影データの推定を行わずにデータ幅を直径とする円形領域よりも広く設定された円形領域を含む画像を逐次近似画像再構成する。逐次近似画像再構成の画像を広く設定することにより、実測投影データが、被検体Ｍが検出範囲からはみ出してトランケーションしている場合でも揃っている実測投影データでトランケーション部分の画像を推定することができる。揃っている実測投影データは、放射線断層画像を生成するための投影データに推定された部分を有することによる誤差が生じないので、投影データ間の整合性が高くアーチファクトを低減させることができる。したがって、パラメータの最適化などの設定をほとんど必要としなく、トランケーション部分の画像推定が行われた放射線断層画像を容易に取得することができる。
【図面の簡単な説明】
【００２５】
【図１】実施例１に係るＰＥＴ／ＣＴ装置の構成を示すブロック図である。
【図２】被検体が撮影範囲からはみ出していることの説明に供する図である。
【図３】実測投影データ（サイノグラム）の一例を示す図である。
【図４】逐次近似画像再構成の説明に供する図である。
【図５】実測投影データのデータ幅を直径とする円形領域よりも広く設定された円形領域を含む再構成画像領域の説明に供する図である。
【図６】（ａ）〜（ｄ）は実測投影データのみを用いた逐次近似画像再構成の説明に供する図である。
【図７】実施例に係るＰＥＴ／ＣＴ装置（放射線断層撮影装置）の動作を示すフローチャートである。
【図８】（ａ）〜（ｄ）は実施例２に係る逐次近似画像再構成の初期画像の説明に供する図である。
【図９】実施例３に係るＰＥＴ／ＣＴ装置の構成を示すブロック図である。
【図１０】実施例４に係るＳＰＥＣＴ／ＣＴ装置の構成を示すブロック図である。
【図１１】実施例４に係るＳＰＥＣＴ装置の構成を示すブロック図である。
【図１２】変形例に係る放射線断層撮影装置の構成を示す図である。
【図１３】（ａ）は変形例に係る放射線断層撮影装置の構成を示し、（ｂ）は（ａ）で収集した実測投影データ（サイノグラム）の一例を示す図である。
【図１４】（ａ）〜（ｄ）は、トランケーションアーチファクトの説明に供する図である。
【実施例１】
【００２６】
以下、図面を参照して本発明の実施例１を説明する。図１は、実施例１に係るＰＥＴ／ＣＴ装置の構成を示すブロック図であり、図２は、被検体が撮影範囲からはみ出していることの説明に供する図である。図３は、実測投影データ（サイノグラム）の一例を示す図であり、図４は、逐次近似画像再構成の説明に供する図である。図５は、実測投影データのデータ幅を直径とする円形領域よりも広く設定された円形領域を含む再構成画像領域の説明に供する図である。本実施例では、放射線断層撮影装置として、ＰＥＴ装置とＸ線ＣＴ装置とを組み合わせたＰＥＴ／ＣＴ装置を一例に説明する。
【００２７】
図１を参照する。ＰＥＴ／ＣＴ装置１は、ベッド装置２を備えている。ベッド装置２は、被検体Ｍを載置する天板２ａを上下に昇降移動させ、また、被検体Ｍの体軸に沿って平行移動させるように構成されている。ＰＥＴ／ＣＴ装置１は、天板２ａに載置された被検体Ｍを診断するＰＥＴ装置３およびＸ線ＣＴ装置４を備えている。
【００２８】
ＰＥＴ装置３は、開口部３１ａを有したガントリ３１と、被検体Ｍから放射したγ線対を検出するγ線検出器３２とを備えている。γ線検出器３２は、開口部３１ａ、すなわち、被検体Ｍの体軸周りを取り囲むようにしてリング状に構成され、ガントリ３１内に収容されている。
【００２９】
γ線検出器３２は、例えば、シンチレータブロックとライトガイドと光電子増倍管（ＰＭＴ）とを備えている（いずれも図示しない）。シンチレータブロックは、複数個のシンチレータからなり、放射性薬剤が投与された被検体Ｍから放射したγ線を光に変換する。変換された光は、ライトガイドにより案内され、光電子増倍管により光電変換されて電気信号として出力される。
【００３０】
ＰＥＴデータ収集部３６は、図示しない同時計数回路等を備えている。ＰＥＴデータ収集部３６は、γ線検出器３２で検出されたγ線に基づいてＰＥＴデータ（エミッションデータ）、すなわち実際に測定された実測ＰＥＴ投影データを収集する。実測ＰＥＴ投影データは、被検体Ｍに対して異なる複数の方向から収集される。また、実測ＰＥＴ投影データは、収集した方向の順番に並べられてサイノグラムの形式にされる。
【００３１】
一方、Ｘ線ＣＴ装置４は、開口部４１ａを有したガントリ４１を備えている。ガントリ４１内には、被検体Ｍに向けてＸ線を照射するＸ線管４２と、被検体Ｍを透過したＸ線を検出するＸ線検出器４３とが設けられている。Ｘ線管４２とＸ線検出器４３は対向配置されており、開口部４１ａ内に配置された被検体Ｍの体軸を中心に、Ｘ線管４２とＸ線検出器４３とが一体となって回転するように構成されている。Ｘ線管４２は、ファン状のＸ線（ファンビーム）を照射する。Ｘ線検出器４３は、円弧状（図２）の検出面を有して構成されるが、それ以外、例えば、フラットパネル型Ｘ線検出器（ＦＰＤ）であってもよい。
【００３２】
Ｘ線管４２は、Ｘ線管制御部４４によりＸ線照射に必要な制御が実行される。Ｘ線管制御部４４は、Ｘ線管４２の管電圧や管電流を発生させる高電圧発生部４５を有している。Ｘ線管制御部４４は、管電圧や管電流や照射時間等のＸ線照射条件に応じてＸ線管４２からＸ線を照射する。
【００３３】
Ｘ線ＣＴデータ収集部４６は、Ｘ線検出器４３で検出されたＸ線に基づいてＸ線ＣＴデータ（トランスミッションデータ）、すなわち、実際に測定された実測ＣＴ投影データを収集する。実測ＣＴ投影データは、図２に示すように、被検体Ｍに対して異なる複数の方向から収集される。また、実測ＰＥＴ投影データは、図３に示すように、収集した方向の順番に並べられてサイノグラム７０の形式にされる。なお、ある方向の実測ＣＴ投影データを符号７０ａに示す。また、サイノグラム７０の縦軸は、３６０°に限らず、例えば１８０°であってもよい。実測ＣＴ投影データは、検出されたＸ線強度と被検体Ｍが無いときのＸ線強度の比の対数をとって、吸収係数μ（ｃｍ−１）の投影データに処理される。なお、ファンビームの実測ＣＴ投影データは、パラレルビームの実測ＣＴ投影データに変換される。
【００３４】
本実施例では、図２に示すように、被検体Ｍは、Ｘ線検出器４３の有効視野、すなわち検出範囲からはみ出して配置されているものとする。そのため、Ｘ線ＣＴデータ収集部４６には、被検体Ｍが検出範囲からはみ出して被検体Ｍが欠けているトランケーションした実測ＣＴ投影データが収集される（図３）。
【００３５】
ＰＥＴデータ収集部３６で収集された実測ＰＥＴ投影データ、およびＸ線ＣＴデータ収集部４６で収集された実測ＣＴ投影データは、断層画像生成部５に転送される。図１に戻る。断層画像生成部５は、Ｘ線ＣＴ画像生成部５１、吸収係数マップ変換部５２、補正用投影データ生成部５３、吸収補正部５４、ＰＥＴ画像生成部５５および重ね合わせ部５６を備えている。なお、断層画像生成部５は、本発明の放射線断層画像生成装置に相当し、Ｘ線ＣＴ画像生成部５１は、本発明の画像再構成部に相当する。実測ＰＥＴ投影データは、本発明の実測エミッション投影データおよび実測投影データに相当する。実測ＣＴ投影データは、本発明の実測トランスミッション投影データおよび実測投影データに相当する。
【００３６】
Ｘ線ＣＴ画像生成部５１は、実測ＣＴ投影データを逐次近似法による画像再構成（逐次近似画像再構成）を行ってＸ線ＣＴ画像を生成する。逐次近似法による画像再構成は、例えばＭＬ−ＥＭ（maximum likelihood - expectation maximization）法により行われる。ＭＬ−ＥＭ法による画像再構成の計算式を下記の式（１）に示す。但し、式（１）はエミッション画像再構成などの放射型画像再構成を示しており、Ｘ線ＣＴ画像再構成やトランスミッション画像再構成などの透過型画像再構成においては、実測投影データや検出確率に対数変換等の処理が加わる場合がある。
【００３７】
【数１】
0005849838.tif 000002
λｊ（ｋ＋１）：ｋ＋１回目の再構成画像
λｊ（ｋ）：ｋ回目の再構成画像
Σｊ′＝１ｍａｉｊ′λｊ′（ｋ）：順投影
Σｉ＝１ｎ〔（ｙｉａｉｊ）／（Σｊ′＝１ｍａｉｊ′λｊ′（ｋ））〕：逆投影
Σｉ＝１ｎａｉｊ：検出確率ａｉｊの総和
ｙｉ：実測投影データ
ｉ：実測投影データの画素（１〜ｎまでの通し番号が付され、ｎはＸ線検出器の一列のＸ線検出素子数×投影方向数で算出される）
ｊ：再構成画像の画素（１〜ｍまでの通し番号が付される）
【００３８】
ＭＬ−ＥＭ法による画像再構成を上述の式（１）および図４を参照して説明する。すなわち、式（１）に基づき、次の手順で再構成画像λｊの各画素ｊの更新が行われる。まず、再構成画像λｊ(k)の各画素ｊの初期値を仮定する。例えば、全ての画素ｊの初期値をλｊ(k)＝１とする。次に、再構成画像λｊ(k)（λｊ′(k)）からの順投影により投影データを算出する。なお、この算出された投影データを算出投影データと呼ぶこととする。実測投影データｙｉと算出投影データとの比を計算する。この実測投影データｙｉと算出投影データとの比を逆投影する。逆投影された値を検出確率の総和Σｉ＝１ｎａｉｊで規格化し、再構成画像λｊ（ｋ）を乗算して再構成画像λｊ（ｋ＋１）を計算する。なお、再構成画像λｊの各画素ｊの更新を予め設定された回数を繰り返し行うときは、計算されたλｊ（ｋ＋１）をλｊ（ｋ）とし、順投影により算出投影データを算出する工程に戻る。
【００３９】
Ｘ線ＣＴ画像生成部５１の再構成画像領域は、実測ＣＴ投影データのデータ幅（データ画素数）を直径とする円形領域よりも広く設定された円形領域を含んで構成される。すなわち、図５に示すように、実測ＣＴ投影データ７１のデータ幅７２を直径とする円形領域（有効視野）を符号７３ａで示し、円形領域７３ａを含む正方形の再構成画像領域を符号７３で示す。一方、円形領域７３ａよりも広く設定された円形領域（有効視野）を符号７４ａで示し、円形領域７４ａを含む正方形の再構成画像領域を符号７４で示す。なお、再構成画像領域７４は、正方形に限定されず、例えば矩形であってもよい。
【００４０】
広く設定された円形領域７４ａは、被検体Ｍのはみ出し部が無いように設定され、例えばＰＥＴ装置３の有効視野と同じ大きさ（例えば直径６０ｃｍ程度）に設定してもよい。再構成画像領域７３，７４の中心位置７５は、ほぼ同じ位置である。また、各方向の実測ＣＴ投影データ７１のデータ幅７２の中心線７６は、中心位置７５を通るようになっている。
【００４１】
Ｘ線ＣＴ画像生成部５１は、実測ＣＴ投影データ７１のデータ幅７２を直径とする円形領域７３ａよりも広く設定された円形領域７４ａを含む再構成画像領域７４で、実測ＣＴ投影データ７１のみを用いてＭＬ−ＥＭ法による画像再構成を行ってＸ線ＣＴ画像を生成する。実測ＣＴ投影データ７１のみとは、収集されて揃っている実測ＣＴ投影データ７１のことであり、トランケーション部分を推定した投影データを含まないこととする。
【００４２】
図６（ａ）〜図６（ｄ）は、実測投影データのみを用いたＭＬ−ＥＭ法による画像再構成の説明に供する図である。図６（ａ）において、実測ＣＴ投影データ７１を、そのデータ幅７２で投影方向に反映させる。すなわち、実測ＣＴ投影データ７１を、円形領域７３ａと、図６（ａ）中の斜線で示した領域７４ｂとに反映するようにする。具体的には、例えば、まず、実測ＣＴ投影データ７１と同じ投影方向であって、実測ＣＴ投影データ７１と同じデータ幅の算出投影データを再構成画像領域７４から算出する。そして、上述の式（１）の説明のように、算出投影データと実測ＣＴ投影データとの比を求めて比較する。なお、領域７４ｂは、実測ＣＴ投影データ７１と同じ投影（逆投影）方向であって、実測ＣＴ投影データ７１と同じデータ幅で限定される領域であり、円形領域７３ａの外側の領域である。また、算出投影データのデータ幅が広く設定された再構成画像領域７４であるときは、実測ＣＴ投影データがある部分のみ反映させるようにする。
【００４３】
図６（ｂ）および図６（ｃ）は、図６（ａ）と異なる方向の一例を示す。この場合も同様に、実測ＣＴ投影データ７１は、円形領域７３ａと領域７４ｂとに反映される。
【００４４】
また、図６（ｄ）は、図６（ａ）〜図６（ｃ）における実測ＣＴ投影データが反映される領域を重ね合わせた様子を示した図である。図６（ｄ）中の線７７は、投影線である。図６（ｄ）に示すように、広く設定された円形領域７４ａ（を含む再構成画像領域７４）のうち有効視野７３ａの外側の領域では、実測ＣＴ投影データ量が制限されている。しかしながら、揃っている実測ＣＴ投影データは、推定による誤差を含まないデータであるので、実測ＣＴ投影データ間の整合性が高くアーチファクトを低減させることができる。
【００４５】
図１に戻る。吸収係数マップ変換部５２は、Ｘ線ＣＴ画像生成部５１で生成されたＸ線ＣＴ画像を511eVの吸収係数μ（ｃｍ−１）の吸収係数マップ（吸収係数画像）に変換する。補正用投影データ生成部５３は、変換された吸収係数マップを異なる複数の方向に投影して吸収補正用投影データを生成する。吸収補正用投影データは、吸収補正部５４に送られる。一方、吸収補正部５４には、ＰＥＴデータ収集部３６から吸収補正部５４に実測ＰＥＴ投影データが送られる。吸収補正部５４は、Ｘ線ＣＴ画像に基づいて求められた吸収補正用投影データを用いて実測ＰＥＴ投影データに対して吸収補正を行う。
【００４６】
ＰＥＴ画像生成部５５は、吸収補正部５４で吸収補正された実測ＰＥＴ投影データに基づいて画像再構成を行ってＰＥＴ画像を生成する。画像再構成は、ＭＬ−ＥＭ法等の逐次近似法でもよく、その他の既存の方法（例えばフィルタ補正逆投影法（ＦＢＰ法）等の解析的再構成法）でもよい。生成されたＰＥＴ画像は、重ね合わせ部５６または後述する表示部６２に表示され、また、後述する記憶部６４に記憶される。
【００４７】
重ね合わせ部５６は、ＰＥＴ画像生成部５５で生成されたＰＥＴ画像と、Ｘ線ＣＴ画像生成部５１で生成されたＸ線ＣＴ画像とを重ね合わせて合成画像を生成する。なお、重ね合わせ部５６は、後述する記憶部６４からＰＥＴ画像とＸ線ＣＴ画像を取得して合成画像を生成するようにしてもよい。
【００４８】
断層画像生成部５の後段には、主制御部６１、表示部６２、入力部６３および記憶部６４が設けられている。主制御部６１は、ＰＥＴ／ＣＴ装置１の各構成を統括的に制御し、中央演算処理装置（ＣＰＵ）などで構成される。主制御部６１は、例えば、ベッド装置２や、Ｘ線管４２、Ｘ線検出器４３、Ｘ線管制御部４４等の制御を行う。なお、ベッド装置２やＸ線管４２、Ｘ線検出器４３等は、図示しないラックやピニオンやモータ等の移動機構により移動される。
【００４９】
表示部６２は、モニタ等で構成され、ＰＥＴ画像やＸ線ＣＴ画像、合成画像を表示する。入力部６３は、キーボードやマウス等で構成される。記憶部６４は、ＲＯＭ（Read-only Memory）、ＲＡＭ（Random-Access Memory）またはハードディスク等、取り外し可能なものを含む記憶媒体で構成される。記憶部６４には、ＰＥＴ画像やＸ線ＣＴ画像、合成画像が記憶される。なお、実測ＰＥＴ投影データおよび実測Ｘ線ＣＴ投影データを記憶部６４に記憶させて、記憶部６４からＸ線ＣＴ画像生成部５１または吸収補正部５４に実測ＰＥＴ投影データおよび実測Ｘ線ＣＴ投影データを送信してもよい。
【００５０】
断層画像生成部５は、ＣＰＵ等で構成される制御部と、表示部と、ＲＯＭやＲＡＭやハードディスク等、取り外し可能なものを含む記憶媒体で構成される記憶部とを備えたワークステーションやパーソナルコンピュータで構成してもよい（いずれも図示しない）。記憶部には、Ｘ線ＣＴ画像生成部５１、吸収係数マップ変換部５２、補正用投影データ生成部５３、吸収補正部５４、ＰＥＴ画像生成部５５および重ね合わせ部５６の各機能（後述するステップＳ０１〜Ｓ０４，Ｓ１１〜Ｓ１４）をプログラムとして記憶する。制御部は、記憶部から必要に応じてそのプログラムを読み出して、実測ＰＥＴ投影データおよび実測ＣＴ投影データを処理するようにしてもよい。
【００５１】
また、断層画像生成部５は、ＣＰＵ等で構成される制御部で構成され、Ｘ線ＣＴ画像生成部５１、吸収係数マップ変換部５２、補正用投影データ生成部５３、吸収補正部５４、ＰＥＴ画像生成部５５および重ね合わせ部５６の各機能（後述するステップＳ０１〜Ｓ０４，Ｓ１１〜Ｓ１４）を動作プログラムとして記憶部６４に記憶させる。そして、断層画像生成部５は、記憶部６４から必要に応じてその動作プログラムを読み出して、実測ＰＥＴ投影データおよび実測ＣＴ投影データを処理してもよい。この場合において、主制御部６１が記憶部６４から必要に応じてその動作プログラムを読み出して、実測ＰＥＴ投影データおよび実測ＣＴ投影データを処理してもよい。また、その動作プログラムは、ＬＡＮ等のネットワークシステムでＰＥＴ／ＣＴ装置１と接続されたワークステーションやパーソナルコンピュータ上で実測ＰＥＴ投影データおよび実測ＣＴ投影データを処理してもよい。
【００５２】
次に本実施例のＰＥＴ／ＣＴ装置１の動作について説明する。図７は、実施例に係るＰＥＴ／ＣＴ装置（放射線断層撮影装置）の動作を示すフローチャートである。
【００５３】
〔ステップＳ０１〕実測ＣＴ投影データの収集（実測トランスミッション投影データの収集）
ガントリ４１の開口部４１ａに被検体Ｍの関心部位を配置させる。このとき、被検体Ｍは、図２に示すように、有効視野、すなわちファンビームの検出範囲からはみ出しているものとする。Ｘ線管４２とＸ線検出器４３とを一体に被検体Ｍの体軸を中心に回転させる。Ｘ線管４２は、被検体Ｍに向けてＸ線を照射し、被検体Ｍを透過したＸ線はＸ線検出器４３で検出される。Ｘ線ＣＴデータ収集部４６は、Ｘ線検出器４３で検出されたＸ線に基づいて、被検体Ｍが検出範囲からはみ出してトランケーションした実測ＣＴ投影データを収集する。実測投影データは、図３に示すように、サイノグラム７０形式に順番に並べられる。また、実測ＣＴ投影データは、Ｘ線ＣＴ画像生成部５１に送られる。
【００５４】
〔ステップＳ０２〕Ｘ線ＣＴ画像の生成（トランスミッション画像の生成）
Ｘ線ＣＴ画像生成部５１は、実測ＣＴ投影データのデータ幅を直径とする円形領域７３ａよりも広く設定された円形領域７４ａを含む再構成画像領域７４で、実測ＣＴ投影データのみを用いてＭＬ−ＥＭ法（逐次近似法）による画像再構成を行ってＸ線ＣＴ画像を生成する。
【００５５】
図６（ａ）〜図６（ｄ）に示すように、実測ＣＴ投影データ７１は、広く設定された円形領域７４ａを含む再構成画像領域７４のうち、実測ＣＴ投影データ７１がある部分のみで反映するように画像再構成される。そのため、揃っている実測ＣＴ投影データは、推測による誤差を含まないデータであるので、投影データ間の整合性が高くアーチファクトとなりにくい。Ｘ線ＣＴ画像生成部５１で生成されたＸ線ＣＴ画像は、吸収係数マップ変換部５２に送られ、また、重ね合わせ部５６や表示部６２、記憶部６４に送られる。
【００５６】
〔ステップＳ０３〕吸収係数マップ変換
吸収係数マップ変換部５２は、Ｘ線ＣＴ画像のＣＴ値（吸収係数（ｃｍ−１））に基づいて511eVの吸収係数μ（ｃｍ−１）の吸収係数マップに変換する。吸収係数マップは、補正用投影データ生成部５３に送られる。
【００５７】
〔ステップＳ０４〕吸収補正用投影データの生成
吸収補正用投影データ生成部５３は、吸収係数マップを投影して吸収補正用投影データを生成する。吸収補正用投影データは、吸収補正部５４に送られる。
【００５８】
〔ステップＳ１１〕実測ＰＥＴ投影データの収集（実測エミッション投影データの収集）
被検体Ｍには、ポジトロン放射性同位元素（ラジオアイソトープ：ＲＩ）で標識した放射性薬剤が予め投与されている。ガントリ３１の開口部３１ａに被検体Ｍの関心部位を配置させる。被検体Ｍから１８０°反対方向に放射する２つのγ線は、γ線検出器３２で検出される。ＰＥＴデータ収集部３６は、γ線検出器３２で同時計数されたγ線の投影データ、実測ＰＥＴ投影データを収集する。実測ＰＥＴ投影データは、サイノグラム形式に順番に並べられる。なお、被検体Ｍは、ＰＥＴ装置３の検出範囲からはみ出していないものとする。実測ＰＥＴ投影データは、吸収補正部５４に送られる。
【００５９】
〔ステップＳ１２〕吸収補正
吸収補正部５４は、吸収係数マップに基づいて求められた吸収補正用投影データを用いて実測ＰＥＴ投影データに対して吸収補正を行う。ここで、ＣＴ装置４の有効視野はＰＥＴ装置３よりも狭く、実測ＣＴ投影データはトランケーションしている。しかしながら、Ｘ線ＣＴ画像生成部５１により、トランケーション部分の画像が推定されたＸ線ＣＴ画像に基づいて、吸収補正部５４は、実測ＰＥＴ投影データを吸収補正している。そのため、Ｘ線ＣＴ画像のトランケーション部分に起因するＰＥＴ画像のアーチファクトを低減させることができる。すなわち、吸収補正におけるトランケーションアーチファクトの伝播を低減させることができる。
【００６０】
〔ステップＳ１３〕ＰＥＴ画像の生成（エミッション画像の生成）
ＰＥＴ画像生成部５５は、吸収補正部５４で吸収補正された実測ＰＥＴ投影データに基づいて画像再構成を行ってＰＥＴ画像を生成する。生成されたＰＥＴ画像は、重ね合わせ部５６や表示部６２、記憶部６４に送られる。
【００６１】
〔ステップＳ１４〕表示・保存
Ｘ線ＣＴ画像生成部５１で生成されたＸ線ＣＴ画像、ＰＥＴ画像生成部５５で生成されたＰＥＴ画像、または重ね合わせ部５６によりＸ線ＣＴ画像とＰＥＴ画像とを重ね合わせた合成画像は、表示部６２に表示される。また、Ｘ線ＣＴ画像、ＰＥＴ画像および合成画像は、記憶部６４に記憶される。
【００６２】
本実施例に係るＰＥＴ／ＣＴ装置１によれば、Ｘ線ＣＴデータ収集部４６は、被検体Ｍに対して異なる複数の方向から実測ＣＴ投影データを収集する。Ｘ線ＣＴ画像生成部５１は、実測ＣＴ投影データのデータ幅を直径とする円形領域７３ａよりも広く設定された円形領域７４ａを含む再構成画像領域７４で、実測ＣＴ投影データのみを用いてＭＬ−ＥＭ法による画像再構成を行っている。ＭＬ−ＥＭ法による画像再構成の再構成画像領域を広く設定することにより、実測ＣＴ投影データが、被検体Ｍが検出範囲からはみ出してトランケーションしている場合でも揃っている実測ＣＴ投影データのみでトランケーション部分の画像を推定することができる。揃っている実測ＣＴ投影データは、Ｘ線ＣＴ画像を生成するための投影データに推定された投影データ部分を有することによる誤差が生じないので、投影データ間の整合性が高くアーチファクトを低減させることができる。したがって、パラメータの最適化などの設定をほとんど必要としなく、トランケーション部分の画像推定が行われた放射線断層画像を容易に取得することができる。トランケーション補正付きの画像再構成をすることができる。
【００６３】
なお、アーチファクト低減が実現した理由は、少ない投影データであっても投影データ間の整合が取れているので、逐次近似画像再構成の特性でもある、投影データに多少の欠損があっても最も確からしいところに収束する特性が生かされているためと考えられる。
【００６４】
また、Ｘ線ＣＴ画像に基づいて求められた吸収補正用投影データを用いて実測ＰＥＴ投影データに対して吸収補正を行う吸収補正部５４と、吸収補正部５４で吸収補正された実測ＰＥＴ投影データに基づいて画像再構成を行ってＰＥＴ画像を生成するＰＥＴ画像生成部５５と、をさらに備えている。これにより、トランケーション部分の画像が推定されたＸ線ＣＴ画像に基づいて、吸収補正部５４は、実測ＰＥＴ投影データを吸収補正している。そのため、Ｘ線ＣＴ画像のトランケーション部分に起因するＰＥＴ画像のアーチファクトを低減させることができる。
【実施例２】
【００６５】
次に、図面を参照して本発明の実施例２を説明する。図８（ａ）〜図８（ｄ）は実施例２に係る逐次近似画像再構成の初期画像の説明に供する図である。なお、図８（ａ）〜図８（ｄ）において、図示の便宜上、初期画像の画像数を少なく図示している。また、実施例１と重複する説明は省略する。
【００６６】
実施例２では、実施例１の構成に加え、Ｘ線ＣＴ画像生成部５１は、再構成画像（Ｘ線ＣＴ画像）領域の初期画像に、予め設定された先見（特徴）情報を与えるようになっている。図８（ａ）は先見情報を与えていない状態を示す。図８（ａ）中の円形領域（有効視野）７４ａには、初期画像の初期値として例えば“１”が与えられる。一方、再構成画像領域７４であって円形領域７４ａの外側には、初期画像の初期値として“０（ゼロ）”が与えられる。これにより、円形領域７４ａの外側領域では画素値が更新されないようになっている。なお、必要に応じて円形領域７４ａの外側領域の初期画像の初期値を“１”としてもよい。
【００６７】
Ｘ線ＣＴ画像生成部５１は、例えば、ＭＬ−ＥＭ法による画像再構成の際に、広く設定された円形領域７４ａを含む再構成画像領域７４の初期画像に、天板２ａに対応する画素を吸収係数μ（ｃｍ−１）とする先見情報を与える。図８（ｂ）に示すように、ＭＬ−ＥＭ法による画像再構成の初期画像には、天板２ａに対応する画素を吸収係数μとする先見情報が与えられる。これにより、ＭＬ−ＥＭ法による画像再構成の際に、天板２ａに対応する画素値の精度を高めることができ、また、これに伴いトランケーション部分の画素値の精度を高めることができる。天板２ａに対応する画素は、予め撮影されたＸ線ＣＴ画像の生データであるＣＴ値（μ値）から設定される。このＸ線ＣＴ画像における天板２ａの位置は、予め撮影されたＸ線ＣＴ画像の天板２ａの位置から設定されている。天板２ａの位置を被検体Ｍの体軸と垂直な面（ＸＹ面）で移動すると、その移動に合わせて初期画像内の天板２ａに対応する画素位置が移動するようになっている。
【００６８】
また、Ｘ線ＣＴ画像生成部５１は、ＭＬ−ＥＭ法による画像再構成の際に、広く設定された円形領域７４ａを含む再構成画像領域７４の初期画像に、天板２ａ内部（例えば内部が中空や他材料で構成される）に対応する画素値を“０”とする先見情報を与えるようにしてもよい。すなわち、図８（ｃ）に示すように、天板２ａ内部に対応する画素値に“０”が与えられる。この場合も同様に、天板２ａ内部に対応する画素は、予め撮影されたＸ線ＣＴ画像から設定されている。また、天板２ａの移動に合わせて初期画像内の天板２ａ画像も移動する。天板２ａ内部には被検体Ｍが配置されないので、初期画像の天板２ａ内部に対応する画素値を“０”として画像更新を行わないようにしている。これにより、トランケーション部分の画素値の精度を高めることができる。なお、天板２ａ内部に対応する画素値を吸収係数μとしてもよい。
【００６９】
また、Ｘ線ＣＴ画像生成部５１は、ＭＬ−ＥＭ法による画像再構成の際に、広く設定された円形領域７４ａを含む再構成画像７４の初期画像に、予め設定された天板２ａ位置よりも低い位置の画素値を“０”とする先見情報を与えるようにしてもよい。すなわち、図８（ｄ）に示すように、予め設定された天板２ａ位置によりも低い位置の画素値に“０”が与えられる。予め設定された天板２ａ位置は、例えば天板２ａの載置面２ｄでもよいし、その反対側の面２ｅでもよい。また、載置面２ｄよりも下方の予め設定された位置２ｆでもよい。天板２ａより低い位置には被検体Ｍが配置されないので、初期画像の予め設定された天板２ａ位置よりも低い画素値を“０”として画像更新を行わないようにしている。これにより、トランケーション部分の画素値の精度を高めることができる。なお、図８（ｂ）〜図８（ｄ）を組み合わせてもよい。
【実施例３】
【００７０】
次に、図面を参照して本発明の実施例３を説明する。図９は、実施例３に係るＰＥＴ／ＣＴ装置の構成を示すブロック図である。なお、各実施例と重複する説明は省略する。
【００７１】
上述の各実施例では、Ｘ線ＣＴデータ収集部４６で収集された実測ＣＴ投影データに基づいたＸ線ＣＴ画像から吸収補正用投影データを生成し、ＰＥＴデータ収集部３６で収集された実測ＰＥＴ投影データに対して吸収補正を行っていた。しかしながら、図９に示すように、ＰＥＴ／ＣＴ装置９０は、外部線源９１とγ線検出器９２とを備え、トランスミッションデータ収集部９６で収集された実測トランスミッション投影データに基づいて吸収補正用投影データを生成し、実測ＰＥＴ投影データに対して吸収補正を行うようにしてもよい。
【００７２】
すなわち、ＰＥＴ／ＣＴ装置７０は、外部線源９１、γ線検出器９２、トランスミッションデータ収集部９６、およびトランスミッション画像生成部９７および吸収係数マップ変換部９８をさらに備えている。外部線源９１およびγ線検出器９２は、例えばＰＥＴ装置３に設けられる。
【００７３】
外部線源９１は、例えば６８Ｇｅ−６８Ｇａ、１３７Ｃｓでかつ線状または点状で構成される。外部線源９１は、図示しない回転機構により、被検体Ｍの体軸を中心に被検体Ｍの周りを回転する。γ線検出器９２は、γ線検出器３２と同様に、被検体Ｍの体軸周りを取り囲むようにしてリング状に構成され、ガントリ３１内に収容されている。γ線検出器９２は、例えばシンチレータブロックとライトガイドと光電子増倍管とを備えている。外部線源９１が６８Ｇｅ−６８Ｇａの場合は、例えば被検体Ｍの周りを回転する外部線源９１の位置に合わせて同時計数を行うγ線検出器３２の検出範囲が限定される。また、外部線源９１が１３７Ｃｓの場合は、例えばファン状にγ線が照射される。そのため、図２と同様に、ＰＥＴ画像の有効視野に比べ、トランスミッション画像の有効視野が狭くなる。
【００７４】
γ線検出器９２は、外部線源９１から放射されて被検体Ｍを透過する等したγ線を検出する。トランスミッションデータ収集部９６は、γ線検出器９２で検出されたγ線に基づいて、トランスミッションデータ、すなわち実測トランスミッション投影データを収集する。なお、トランスミッションデータ収集部９６は、外部線源９１が６８Ｇｅ−６８Ｇａの場合、図示しない同時計数回路等を備えている。また、実測トランスミッション投影データは、収集した各方向の順番に並べられてサイノグラム７０形式にされる。実測トランスミッション投影データは、例えば予め収集された被検体Ｍが無いときの実測ブランク投影データ（計数率）を実測トランスミッション投影データ（計数率）で割った値の対数をとって、吸収係数μ（ｃｍ−１）の投影データに処理される。
【００７５】
トランスミッション画像生成部９７は、実測トランスミッション投影データのデータ幅を直径とする円形領域７３ａよりも広く設定された円形領域７４ａを含む再構成画像領域７４で、実測トランスミッション投影データのみを用いてＭＬ−ＥＭ法（逐次近似法）による画像再構成を行ってトランスミッション画像を生成する。なお、トランスミッション画像生成部９７は、本発明の画像再構成部に相当する。実測トランスミッション投影データは、本発明の実測投影データに相当する。
【００７６】
吸収係数マップ変換部９８は、トランスミッション画像生成部９７で生成されたトランスミッション画像を必要に応じて被検体Ｍから放射されるγ線のエネルギ（例えば511keV）に変換する。
【００７７】
次に、本実施例のＰＥＴ／ＣＴ装置９０の動作について実施例１の図７を参照して説明する。なお、実施例１の図７のフローチャートにおいてステップＳ０４，Ｓ１１〜Ｓ１４は、Ｘ線ＣＴ装置４での説明の一部が外部線源９１とγ線検出器９２等での説明に置き換わるのみ異なるので説明を省略する。
【００７８】
〔ステップＳ０１ａ〕トランスミッションデータの収集
ガントリ３１の開口部３１ａに被検体Ｍの関心部位を配置させる。このとき、被検体Ｍは、図２と同様に、有効視野、すなわちファンビームの検出範囲からはみ出しているものとする。外部線源（例えば１３７Ｃｓ）９１は、リング状のγ線検出器９２の内壁を沿うように円の軌跡を描きながら回転移動する。外部線源９１は、被検体Ｍに向けてγ線を照射し、被検体Ｍを透過したＸ線はγ線検出器９２で検出される。トランスミッションデータ収集部９６は、γ線検出器９２で検出されたγ線に基づいて、実測トランスミッション投影データを収集する。実測トランスミッション投影データμは、図３に示すように、サイノグラム７０形式に順番に並べられる。また、実測トランスミッション投影データは、トランスミッション画像生成部９７に送られる。
【００７９】
〔ステップＳ０２ａ〕トランスミッション画像の生成
トランスミッション画像生成部９７は、実測トランスミッション投影データのデータ幅を直径とする円形領域７３ａよりも広く設定された円形領域７４ａを含む再構成画像領域７４で、実測トランスミッション投影データのみを用いてＭＬ−ＥＭ法（逐次近似法）による画像再構成を行ってトランスミッション画像を生成する。トランスミッション画像は、吸収係数マップ変換部９８に送られる。
【００８０】
〔ステップＳ０３ａ〕吸収係数マップ変換
吸収係数マップ変換部９８は、トランスミッション画像生成部９７で生成されたトランスミッション画像を必要に応じて被検体Ｍから放射されるγ線のエネルギ（例えば511eV）の吸収係数μの吸収係数マップに変換する。吸収係数マップは、補正用投影データ生成部５３に送られる。
【００８１】
なお、図９中のＸ線ＣＴ生成部５１は、実施例１と同様に、実測ＣＴ投影データのデータ幅を直径とする円形領域７３ａよりも広く設定された円形領域７４ａを含む再構成画像領域７４で、実測ＣＴ投影データのみを用いてＭＬ−ＥＭ法による画像再構成を行ってＸ線ＣＴ画像を生成する。これにより、実測ＣＴ投影データが、被検体Ｍが検出範囲からはみ出してトランケーションしている場合でも揃っている実測ＣＴ投影データのみでトランケーション部分の画像を推定することができる。また、重ね合わせ部５６は、ＰＥＴ画像生成部５５で生成されたＰＥＴ画像と、Ｘ線ＣＴ画像生成部５１で生成されたＸ線ＣＴ画像とを重ね合わせて合成画像を生成する。
【００８２】
本実施例に係るＰＥＴ／ＣＴ装置９０によれば、トランスミッションデータ収集部９６は、被検体Ｍに対して異なる複数の方向から実測トランスミッション投影データを収集する。トランスミッション画像生成部９７は、実測トランスミッション投影データのデータ幅を直径とする円形領域７３ａよりも広く設定された円形領域７４ａを含む再構成画像領域７４で、実測トランスミッション投影データのみを用いてＭＬ−ＥＭ法による画像再構成を行っている。ＭＬ−ＥＭ法による画像再構成の再構成画像領域を広く設定することにより、実測トランスミッション投影データが、被検体Ｍが検出範囲からはみ出してトランケーションしている場合でも揃っている実測トランスミッション投影データのみでトランケーション部分の画像を推定することができる。揃っている実測トランスミッション投影データは、ＰＥＴ画像を生成するための投影データに推定された部分を有することによる誤差が生じないので、投影データ間の整合性が高くアーチファクトを低減させることができる。パラメータの最適化などの設定をほとんど必要としなく、トランケーション部分の画像推定が行われたＰＥＴ画像を容易に取得することができる。
【００８３】
また、トランスミッション画像に基づいて求められた吸収補正用投影データを用いて実測ＰＥＴ投影データに対して吸収補正を行う吸収補正部５４と、吸収補正部５４で吸収補正された実測ＰＥＴ投影データに基づいて画像再構成を行ってＰＥＴ画像を生成するＰＥＴ画像生成部３６と、をさらに備えている。これにより、トランケーション部分の画像が推定されたトランスミッション画像に基づいて、吸収補正部５４は、実測ＰＥＴ投影データを吸収補正している。そのため、トランスミッション画像のトランケーション部分に起因するＰＥＴ画像のアーチファクトを低減させることができる。
【実施例４】
【００８４】
次に、図面を参照して本発明の実施例４を説明する。図１０は、実施例４に係るＳＰＥＣＴ／ＣＴ装置の構成を示すブロック図であり、図１１は、実施例４に係るＳＰＥＣＴ装置の構成を示すブロック図である。なお、各実施例と重複する説明は省略する。
【００８５】
上述した各実施例では、ＰＥＴ装置３とＸ線ＣＴ装置４とを備えたＰＥＴ／ＣＴ装置１，９０であった。しかしながら、ＳＰＥＣＴ装置とＣＴ装置とを備えたＳＰＥＣＴ／ＣＴ装置１２０またはＳＰＥＣＴ装置１３０であってもよい。ＳＰＥＣＴ／ＣＴ装置１２０は、図１０に示すように、被検体Ｍから放射されたγ線を検出するγ線検出器１２１と、被検体Ｍにファン状のＸ線を照射するＸ線管１２２と、Ｘ線管１２２と対向配置されて被検体Ｍを透過したＸ線を検出するＸ線検出器１２３とを備えている。γ線検出器１２１の入射面側には、パラレルコリメータ１２１ａが設けられている。γ線検出器１２１とＸ線管１２２とＸ線検出器１２３は、図示しないガントリに回転自在に取り付けられ、図示しない回転機構により回転される。なお、Ｘ線検出器１２３は、ＦＰＤ等で構成されている。
【００８６】
また、ＳＰＥＣＴデータ収集部１２４は、γ線検出器１２１で検出されたγ線に基づいて実測ＳＰＥＣＴ投影データを収集する。一方、トランスミッションデータ収集部１２５は、Ｘ線検出器１２３で検出されたＸ線に基づいて実測ＣＴ投影データを収集する。
【００８７】
トランスミッション画像生成部１２６は、実測ＣＴ投影データのデータ幅を直径とする円形領域７３ａよりも広く設定された円形領域７４ａを含む再構成画像領域７４で、実測ＣＴ投影データのみを用いてＭＬ−ＥＭ法による画像再構成を行ってＸ線ＣＴ画像を生成する。吸収係数マップ変換部１２７は、生成されたＸ線ＣＴ画像を必要に応じて被検体Ｍから放射されるγ線のエネルギの吸収係数μの吸収係数マップに変換する。なお、トランスミッション画像生成部１２６は、本発明の画像再構成部に相当する。実測ＳＰＥＣＴ投影データは、本発明の実測エミッション投影データおよび実測投影データに相当する。
【００８８】
ＳＰＥＣＴ画像生成部１２８は、実測ＳＰＥＣＴ投影データと吸収係数マップに基づいて、ＭＬ−ＥＭ法による画像再構成を行ってＳＰＥＣＴ画像を生成する。ＭＬ−ＥＭ法による画像再構成では、吸収係数マップを利用して吸収補正を行いながら画像再構成を行う。
【００８９】
また、図１０に示すＸ線管１２２およびＸ線検出器１２３に代えて、図１１に示すように、外部線源１３１およびγ線検出器１３２を備えて、吸収係数マップを生成してもよい。すなわち、ＳＰＥＣＴ装置１３０は、外部線源１３１と、γ線検出器１３２と、トランスミッションデータ収集部１３３とを備えている。外部線源１３１は、例えば９９ｍＴｃが用いられる。外部線源１３１の照射口には、コリメータ１３１ａが設けられており、ファンビームを照射するようになっている。γ線検出器１３２の入射面側には、ファンビームコリメータ１３２ａが設けられている。なお、外部線源１３１は、被検体Ｍに向けてファン状のγ線を照射し、被検体Ｍを透過したγ線は、ファンビームコリメータ１３２ａを経由してγ線検出器１３２に入射する。
【００９０】
トランスミッションデータ収集部１３３は、γ線検出器１３２で検出されたγ線に基づいて実測トランスミッション投影データを収集する。また、その他の構成は、図１０に示すＳＰＥＣＴ／ＣＴ装置１２０と同じであるので説明を省略する。
【００９１】
トランスミッション画像生成部１２６（図１０）は、実測トランスミッション投影データのデータ幅を直径とする円形領域７３ａよりも広く設定された円形領域７４ａを含む再構成画像領域７４で、実測トランスミッション投影データのみを用いてＭＬ−ＥＭ法による画像再構成を行ってトランスミッション画像を生成する。その後、トランスミッション画像を吸収係数マップに変換し、実測ＳＰＥＣＴ投影データと吸収係数マップに基づいて、吸収補正と画像再構成を行ってＳＰＥＣＴ画像が生成される。
【００９２】
なお、ＳＰＥＣＴ／ＣＴ装置１２０およびＳＰＥＣＴ装置１３０の動作は、図７のフローチャートにおいて、吸収補正用投影データの生成（ステップＳ０４）および吸収補正（ステップＳ１２）の工程を含まない。そして、エミッション画像の生成（ステップＳ１３）において、ＳＰＥＣＴ画像生成部１２８は、実測ＳＰＥＣＴ投影データと吸収係数マップに基づいて、ＭＬ−ＥＭ法による画像再構成を行ってＳＰＥＣＴ画像を生成する。
【００９３】
本実施例に係るＳＰＥＣＴ／ＣＴ装置１２０およびＳＰＥＣＴ装置１３０によれば、トランスミッションデータ収集部１２５，１３３は、被検体Ｍに対して異なる複数の方向からの実測トランスミッション投影データを収集する。トランスミッション画像生成部１２６は、実測トランスミッション投影データのデータ幅を直径とする円形領域７３ａよりも広く設定された円形領域７４ａを含む再構成画像領域７４で、実測トランスミッション投影データのみを用いてＭＬ−ＥＭ法による画像再構成を行ってトランスミッション画像を生成している。ＭＬ−ＥＭ法による画像再構成の再構成画像領域を広く設定することにより、実測トランスミッション投影データが、被検体Ｍが検出範囲からはみ出してトランケーションしている場合でも揃っている実測トランスミッション投影データのみでトランケーション部分の画像を推定することができる。揃っている実測トランスミッション投影データは、トランスミッション画像を生成するための投影データに推定された部分を有することによる誤差が生じないので、投影データ間の整合性が高くアーチファクトを低減させることができる。パラメータの最適化などの設定をほとんど必要としなく、トランケーション部分の画像推定が行われたトランスミッション画像を容易に取得することができる。
【００９４】
また、実測ＳＰＥＣＴ投影データに基づいてトランスミッション画像を利用したＭＬ−ＥＭ法による画像再構成を行ってＳＰＥＣＴ画像を生成するＳＰＥＣＴ画像生成部と、をさらに備えている。これにより、トランケーション部分の画像が推定されたトランスミッション画像を利用したＭＬ−ＥＭ法による画像再構成を行うことにより、ＳＰＥＣＴ画像生成部１２８は、吸収補正とエミッション画像の生成を行っている。そのため、トランスミッション画像のトランケーション部分に起因するＳＰＥＣＴ画像のアーチファクトを低減させることができる。
【００９５】
本発明は、上記実施形態に限られることはなく、下記のように変形実施することができる。
【００９６】
（１）上述した各実施例では、トランスミッション画像を生成するＸ線ＣＴ画像作成部５１およびトランスミッション画像作成部９７，１２６は、図２に示すファンビームを照射することによるトランケーションした実測投影データに対して画像再構成を行っていた。しかしながら、図１２に示すように、エミッション画像を生成するＰＥＴ画像生成部５５およびＳＰＥＣＴ画像生成部１２８は、被検体Ｍが検出範囲からはみ出すことによるトランケーションした実測投影データに対しても、トランスミッション画像を生成した同様の処理で画像再構成を行ってもよい。
【００９７】
すなわち、実施例１〜３において、ＰＥＴ画像生成部５５は、実測ＰＥＴ投影データのデータ幅を直径とする円形領域７３ａよりも広く設定された円形領域７４ａを含む再構成画像領域７４で、実測ＰＥＴ投影データのみを用いてＭＬ−ＥＭ法による画像再構成を行ってＰＥＴ画像を生成する。これにより、実測投影データが、被検体が検出範囲からはみ出してトランケーションしている場合でも揃っている実測投影データのみでトランケーション部分の画像を推定することができる。なお、この場合、ＰＥＴ画像生成部５５は、本発明の画像再構成部に相当する。
【００９８】
また、実施例４において、ＳＰＥＣＴ画像生成部１２８は、実測ＳＰＥＣＴ投影データのデータ幅を直径とする円形領域７３ａよりも広く設定された円形領域７４ａを含む再構成画像領域７４で、実測ＳＰＥＣＴ投影データのみを用いてトランスミッション画像を利用したＭＬ−ＥＭ法による画像再構成を行ってＳＰＥＣＴ画像を生成する。これにより、実測ＳＰＥＣＴ投影データが、被検体Ｍが検出範囲からはみ出してトランケーションしている場合でも揃っている実測投影データのみでトランケーション部分の画像を推定することができる。また、吸収補正も行うことができる。なお、この場合、ＳＰＥＣＴ画像生成部１２８は、本発明の画像再構成部に相当する。
【００９９】
（２）上述した各実施例および各変形例、例えば実施例１では、Ｘ線ＣＴ装置４は、Ｘ線管４２とＸ線検出器４３を備え、Ｘ線ＣＴデータ収集部４６は、１つのＸ線検出器４３で検出されたＸ線に基づいて実測Ｘ線ＣＴ投影データを収集していた。しかしながら、図１３（ａ）に示すように、Ｘ線ＣＴ装置１４０は、２つ（複数）のＸ線管４２ａ，４２ｂと２つのＸ線検出器４３ａ，４３ｂを備え、Ｘ線ＣＴデータ収集部４６は、２つのＸ線検出器４３ａ，４３ｂで検出されたＸ線に基づいて実測Ｘ線ＣＴ投影データを収集してもよい。
【０１００】
例えば、Ｘ線検出器４３ａ，４３ｂは、検出範囲の大きさが異なっていてもよい。図１３（ｂ）は、サイノグラム１４１の一例を示す図であり、符号１４２は、検出領域の大きさが異なることにより実測ＣＴ投影データの無い部分を示す。この場合、Ｘ線ＣＴ画像生成部は、図１３中の実測ＣＴ投影データのデータ幅が大きい方を基準として、そのデータ幅を直径とする円形領域７３ａよりも広く設定された円形領域７４ａを含む再構成画像領域７４で、実測ＣＴ投影データのみを用いてＭＬ−ＥＭ法による画像再構成を行ってＸ線ＣＴ画像を生成する。これにより、符号１４２の実測ＣＴ投影データが無い部分を含めて、被検体Ｍが検出範囲からはみ出してトランケーションしている場合でも揃っている実測投影データのみでトランケーション部分の画像を推定することができる。なお、Ｘ線ＣＴ装置４に限定されず、実施例３の外部線源９１とγ線検出器９２に適用させてもよく、実施例４のＳＰＥＣＴ／ＣＴ装置１２０およびＳＰＥＣＴ装置１３０に適用させてもよい。なお、Ｘ線管とＸ線検出器（放射線検出器）は、３つ以上であってもよい。また、符号１４３は、実測ＣＴ投影データを有する部分を示す。
【０１０１】
（３）上述した各実施例および各変形例では、逐次近似法としてＭＬ−ＥＭ法を用いていたがこれに限定されない。例えば、ＯＳ−ＥＭ（ordered subsets - expectation maximization）法、ＲＡＭＬＡ（row-action maximum likelihood algorithm）法、ＤＲＡＭＡ（dynamic RAMLA）法を用いてもよい。
【０１０２】
（４）上述した各実施例および各変形例では、放射線断層撮影装置は、ＰＥＴ／ＣＴ装置１，９０およびＳＰＥＣＴ／ＣＴ装置１２０の複数の撮影装置（モダリティ）で構成されていたが、ＰＥＴ装置、ＳＰＥＣＴ装置およびＸ線ＣＴ装置等の単体の撮影装置で構成されていてもよい。また、複数の撮影装置の配置順序等が実施例と異なっていてもよい。
【０１０３】
（５）上述した各実施例および各変形例において、ベッド装置２は、被検体Ｍが載置された天板２ａをＰＥＴ装置３、Ｘ線ＣＴ装置４、ＳＰＥＣＴ／ＣＴ装置１２０およびＳＰＥＣＴ１３０等に対して相対的に移動していた。しかしながら、被検体Ｍが載置された天板２ａに対してＰＥＴ装置３、Ｘ線ＣＴ装置４、ＳＰＥＣＴ／ＣＴ装置１２０およびＳＰＥＣＴ１３０等を移動する構成であってもよい。
【０１０４】
（６）上述した各実施例および各変形例において、ＰＥＴデータ収集部３６、Ｘ線ＣＴデータ収集部４６、トランスミッションデータ収集部９６，１２５，１３３およびＳＰＥＣＴデータ収集部１２４は、本発明のデータ収集部に相当する。
【符号の説明】
【０１０５】
１，９０  …  ＰＥＴ／ＣＴ装置
２ａ  …  天板
３    …  ＰＥＴ装置
４    …  Ｘ線ＣＴ装置
３６  …  ＰＥＴデータ収集部
４６  …  Ｘ線ＣＴデータ収集部
５１  …  Ｘ線ＣＴ画像生成部
５３  …  補正用投影データ生成部
５４  …  吸収補正部
５５  …  ＰＥＴ画像生成部
６１  …  主制御部
６４  …  記憶部
７０  …  サイノグラム
７１  …  実測ＣＴ投影データ
７２  …  データ幅
７３  …  再構成画像領域
７３ａ…  円形領域（有効視野）
７４  …  再構成画像領域
７４ａ…  円形領域（有効視野）
９６，１２５  …  トランスミッションデータ収集部
９７，１２６，１３３  …  トランスミッション画像生成部
１２０…  ＳＰＥＣＴ／ＣＴ装置
１２４…  ＳＰＥＣＴデータ収集部
１２８…  ＳＰＥＣＴ画像生成部
１３０…  ＳＰＥＣＴ装置
【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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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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