(57)【要約】      （修正有）【課題】ＰＥＴ−ＣＴ装置において、トランスミッションＣＴ装置のみから精度の高い体輪郭を検出し,また、トランケーション補正の精度を上げる。【解決手段】被検体Ｐの体躯部の全体が有効視野内となる投影角度範囲内の投影角度で取得する第１投影データと、体躯部の一部が有効視野外となる投影角度範囲内の投影角度で取得する第２投影データとを収集し、それぞれの総和値の差を基に複数の一次外挿式の候補を算出して第２投影データとで複数の第３投影データ候補を形成し、第１投影データの重心から推定される第３投影データの重心と複数の第３投影データ候補の重心との差を基に複数の第３投影データ候補から第３投影データを得て、第３投影データを基に、第２投影データにおける体輪郭の位置情報を検出して第２投影データを補正する二次外挿式を求め、第２投影データ及び二次外挿式で形成する第４投影データを得る。【選択図】図１
2006312027.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
コリメータで制限された範囲を検出器の有効視野とし、被検体の体躯部の全体が前記検出器の有効視野内となる投影角度範囲内の投影角度で取得する第１投影データと、前記体躯部の一部が前記検出器の有効視野外となる投影角度範囲内の投影角度で取得する第２投影データとを収集するデータ収集部と、
前記第１投影データの総和値と前記第２投影データの総和値との差を基に前記第２投影データを補正する複数の一次外挿式の候補を算出して前記第２投影データ及び前記複数の一次外挿式の候補で形成する複数の第３投影データ候補を得、前記第１投影データの重心から推定される第３投影データの重心と前記複数の第３投影データ候補の重心との差を基に前記複数の第３投影データ候補から前記第３投影データを得る一次補正部と、
前記第３投影データを基に、前記第２投影データにおける体輪郭の位置情報を検出する体輪郭検出部と、
前記体輪郭の位置情報を基に、前記第２投影データを補正する二次外挿式を求め、前記第２投影データ及び前記二次外挿式で形成する第４投影データを得る二次補正部と、
前記第１投影データ及び前記第４投影データを基に、スライス毎に画像を再構成する画像再構成部とを設けることを特徴とする放射線診断装置。
【請求項２】
コリメータで制限された範囲を検出器の有効視野とし、被検体の体躯部の全体が前記検出器の有効視野内となる投影角度範囲内の投影角度で取得する第１投影データと、前記体躯部の一部が前記検出器の有効視野外となる投影角度範囲内の投影角度で取得する第２投影データとを収集するデータ収集部と、
前記第１投影データの総和値と前記第２投影データの総和値との差を基に前記第２投影データを補正する複数の一次外挿式の候補を算出して前記第２投影データ及び前記複数の一次外挿式の候補で形成する複数の第３投影データ候補を得、前記第１投影データから推定される第３投影データの重心と前記複数の第３投影データ候補の重心との差を基に前記複数の第３投影データ候補から前記第３投影データを得る一次補正部と、
前記第３投影データを基に、前記第２投影データにおける体輪郭の位置情報を検出する体輪郭検出部と、
前記体輪郭の位置情報を基に、前記第２投影データを補正する二次外挿式を求め、前記第２投影データ及び前記二次外挿式で形成する第４投影データを得る二次補正部と、
前記第４投影データに基づいて減弱分布を測定し、この減弱分布を基に、エミッションデータに基づいて得られる画像を減弱補正する減弱分布補正部とを設けることを特徴とする放射線診断装置。
【請求項３】
前記一次外挿式を１次式とすることを特徴とする請求項１及び２のうちいずれか一項に記載の放射線診断装置。
【請求項４】
前記一次外挿式を三角関数又は多次式とすることを特徴とする請求項１及び２のうちいずれか一項に記載の放射線診断装置。
【請求項５】
前記コリメータがファンビームコリメータの場合、前記データ収集部は、前記第１投影データ及び前記第２投影データとして収集したファンビームデータをパラレルビームデータに変換する処理を行なうことを特徴とする請求項１及び２のうちいずれか一項に記載の放射線診断装置。
【請求項６】
前記コリメータがファンビームコリメータの場合、前記第１投影データ及び前記第２投影データとして収集したファンビームデータをパラレルビームデータに変換する処理を行なう変換装置を設けることを特徴とする請求項１及び２のうちいずれか一項に記載の放射線診断装置。
【請求項７】
前記一次補正部に、前記第１投影データ及び前記第２投影データの総和値をそれぞれ算出する総和値演算部と、前記第１投影データの総和値と前記第３投影データの総和値とが等しくなるように前記複数の一次外挿式の候補を算出する一次外挿式候補演算部と、前記複数の第３投影データ候補を取得する第３投影データ候補取得部と、複数の前記第１投影データ毎の重心と前記複数の第３投影データ候補毎の重心とをそれぞれ算出する重心演算部と、前記複数の第１投影データ毎の重心を三角関数にフィッティング処理するフィッティング処理部と、前記複数の第３投影データの候補毎の重心と前記三角関数との差が最小となる重心をもつ前記第３投影データ候補を前記第３投影データとして抽出する第３投影データ抽出部とを具備することを特徴とする請求項１及び２のうちいずれか一項に記載の放射線診断装置。
【請求項８】
前記第１投影データ及び前記第４投影データを基に、スライス毎に画像を再構成する画像再構成部を設けることを特徴とする請求項２に記載の放射線診断装置。
【請求項９】
前記画像再構成部で再構成した画像、又は、前記減弱分布補正部からの出力を外部出力する出力部を設けることを特徴とする請求項１及び８のうちいずれか一項に記載の放射線診断装置。
【請求項１０】
コリメータで制限された範囲を検出器の有効視野とし、被検体の体躯部の全体が前記検出器の有効視野内となる投影角度範囲内の投影角度で取得する第１投影データと、前記体躯部の一部が前記検出器の有効視野外となる投影角度範囲内の投影角度で取得する第２投影データとを収集するデータ収集部と、
前記第１投影データの加算値を求める加算処理部と、
前記第１投影データに基づいて、前記第２投影データの投影角度における重心位置を推定する推定処理部と、
前記第２投影データにおける体輪郭の位置情報を前記加算値及び前記重心位置に基づいて推定する体輪郭推定部と、
前記体輪郭の位置情報に基づいて、前記第２投影データのトランケーション部分に相当するデータを推定する投影データ推定部とを設けることを特徴とする放射線診断装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、トランスミッションＣＴ装置で取得するＣＴ画像のみから被検体の体輪郭検出を実施する放射線診断装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
放射線診断装置の中でも透過形断層画像撮影装置（ＴＣＴ：Transmission Computerized Tomography）とは、被検体外に設置した放射線（Ｘ線又はガンマ線等）の線源及び検出器を、被検体の体軸を軸に一対として回転させて、被検体から透過した放射線を測定し、被検体の放射線透過率の断層分布を得るものである。トランスミッションＣＴの代表的なものとしては、Ｘ線ＣＴ（Computerized Tomography）装置があり、また、核医学装置であるＳＰＥＣＴ（Single Photon Emission Computed Tomography）装置又はＰＥＴ（Positron Emission Tomography）装置と複合されるトランスミッションＣＴ機構がある。
【０００３】
例えば、ＰＥＴ装置は、被検体に投与したＲＩ（RadioIsotope：放射性同位元素）から放出されるガンマ線（フォトン）を検出し、ＲＩの体内分布を測定するものである。照射されたガンマ線は被検体の体内で減衰する。よって、ＰＥＴ装置で定量的な測定を行なうためには、外部ガンマ線源を利用するトランスミッションＣＴ機構によって体内の減衰分布を測定し、測定量に応じて補正を行なう必要がある。
【０００４】
外部ガンマ線源を利用するトランスミッションＣＴのうち、ファンビームコリメータを用いたトランスミッションＣＴは、線源とコリメータの２個所ガンマ線をコリメートすることになるため散乱線が少なく、体内の減衰係数分布を正確に測定することができる利点がある。反面、コリメータで制限された範囲が検出器の有効視野となるが、ファンビームコリメータを用いると検出器の有効視野が狭くなるため、有効視野よりも大きい被検体を測定した場合、被検体の有効視野外に位置する領域は撮影できない。よって、画像の不完全再構成によるトランケーション（アーチファクト）が生じてしまう。また、有効視野内においても、トランケーションによって、画像も正確に撮影できない。
【０００５】
トランケーションを解消するためには撮影視野が十分に大きい装置を用いれば良いが、装置が不必要に大きくなるとともに装置コストが高くなる。そこで、装置のハードウェア的な機構は変更せずに、ソフトウェア的にトランケーション現象を解消する手法が従来から提案されてきた。
【０００６】
トランケーション現象を解消する手法として、エミッションＣＴ装置であるＳＰＥＣＴ装置から取得したＳＰＥＣＴ画像によって体輪郭を楕円で近似する方法や、ＳＰＥＣＴ画像によってＳｎａｋｅ関数を用いる手法（IEEE Trans. Nucl Sci., Vol.47, No.3, pp 989-993）等がある。
【０００７】
また、トランケーション現象を解消する手法として、ＳＰＥＣＴ画像によって被検体の体輪郭を検出し、この体輪郭を示すデータを用いて楕円近似により投影データの総和値及びＣＴ画像の重心を算出した後、投影データの総和値及びＣＴ画像の重心からトランケーション部分を推定し、投影データに２次式を外挿するものがある（例えば、特許文献１参照。）。
【特許文献１】特開２０００−２８７２８号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００８】
しかしながら、従来の技術によると、トランケーションＣＴ装置以外、すなわち、エミッションＣＴ装置から被検体の体輪郭を検出する必要があった。さらに、エミッションＣＴ装置で取得するＣＴ画像データから体輪郭を推定する手法では、体輪郭の検出精度が低いことが問題であった。
【０００９】
本発明は、上述した事情を考慮してなされたもので、体内の減衰分布を正確に測定すると共に、トランケーション補正を正確に精度よく行なうことができる放射線診断装置を提供することを目的とする。
【００１０】
また、本発明の他の目的は、トランスミッションＣＴ装置のみから精度の高い体輪郭を検出できる放射線診断装置を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【００１１】
本発明に係る放射線診断装置は、上述した課題を解決するために、コリメータで制限された範囲を検出器の有効視野とし、被検体の体躯部の全体が前記検出器の有効視野内となる投影角度範囲内の投影角度で取得する第１投影データと、前記体躯部の一部が前記検出器の有効視野外となる投影角度範囲内の投影角度で取得する第２投影データとを収集するデータ収集部と、前記第１投影データの総和値と前記第２投影データの総和値との差を基に前記第２投影データを補正する複数の一次外挿式の候補を算出して前記第２投影データ及び前記複数の一次外挿式の候補で形成する複数の第３投影データ候補を得、前記第１投影データの重心から推定される第３投影データの重心と前記複数の第３投影データ候補の重心との差を基に前記複数の第３投影データ候補から前記第３投影データを得る一次補正部と、前記第３投影データを基に、前記第２投影データにおける体輪郭の位置情報を検出する体輪郭検出部と、前記体輪郭の位置情報を基に、前記第２投影データを補正する二次外挿式を求め、前記第２投影データ及び前記二次外挿式で形成する第４投影データを得る二次補正部と、前記第１投影データ及び前記第４投影データを基に、スライス毎に画像を再構成する画像再構成部とを設ける。
【００１２】
また、本発明に係る放射線診断装置は、上述した課題を解決するために、コリメータで制限された範囲を検出器の有効視野とし、被検体の体躯部の全体が前記検出器の有効視野内となる投影角度範囲内の投影角度で取得する第１投影データと、前記体躯部の一部が前記検出器の有効視野外となる投影角度範囲内の投影角度で取得する第２投影データとを収集するデータ収集部と、前記第１投影データの総和値と前記第２投影データの総和値との差を基に前記第２投影データを補正する複数の一次外挿式の候補を算出して前記第２投影データ及び前記複数の一次外挿式の候補で形成する複数の第３投影データ候補を得、前記第１投影データから推定される第３投影データの重心と前記複数の第３投影データ候補の重心との差を基に前記複数の第３投影データ候補から前記第３投影データを得る一次補正部と、前記第３投影データを基に、前記第２投影データにおける体輪郭の位置情報を検出する体輪郭検出部と、前記体輪郭の位置情報を基に、前記第２投影データを補正する二次外挿式を求め、前記第２投影データ及び前記二次外挿式で形成する第４投影データを得る二次補正部と、前記第４投影データに基づいて減弱分布を測定し、この減弱分布を基に、エミッションデータに基づいて得られる画像を減弱補正する減弱分布補正部とを設ける。
【００１３】
また、本発明に係る放射線診断装置は、上述した課題を解決するために、コリメータで制限された範囲を検出器の有効視野とし、被検体の体躯部の全体が前記検出器の有効視野内となる投影角度範囲内の投影角度で取得する第１投影データと、前記体躯部の一部が前記検出器の有効視野外となる投影角度範囲内の投影角度で取得する第２投影データとを収集するデータ収集部と、前記第１投影データの加算値を求める加算処理部と、前記第１投影データに基づいて、前記第２投影データの投影角度における重心位置を推定する推定処理部と、前記第２投影データにおける体輪郭の位置情報を前記加算値及び前記重心位置に基づいて推定する体輪郭推定部と、前記体輪郭の位置情報に基づいて、前記第２投影データのトランケーション部分に相当するデータを推定する投影データ推定部とを設ける。
【発明の効果】
【００１４】
本発明に係る放射線診断装置によると、体内の減衰分布を正確に測定すると共に、トランケーション補正を正確に精度よく行なうことができる。
【００１５】
また、本発明に係る放射線診断装置によると、トランスミッションＣＴ装置のみから精度の高い体輪郭を検出できる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１６】
本発明に係る放射線診断装置の実施の形態について、添付図面を参照して説明する。
【００１７】
図１は、本発明に係る放射線診断装置の実施の形態を示す概略図である。
【００１８】
図１は、外部放射線源をもつトランスミッションＣＴ（透過形断層画像撮影装置：Transmission Computerized Tomography）装置を少なくとも１つ備える放射線診断装置１０を示す。本実施の形態では、放射線診断装置１０の一例として、外部放射線源をもたないエミッションＣＴ装置としてのＰＥＴ（Positron Emission Tomography）装置１１と、ガンマ線源をもつトランスミッションＣＴ装置１２との複合機であるＰＥＴ−ＣＴ装置１０Ａを用いて説明する。なお、エミッションＣＴ装置としてはＰＥＴ装置に限定されるものではなく、例えばＳＰＥＣＴ（Single Photon Emission Computed Tomography）装置でもよい。また、トランスミッションＣＴ装置としては、Ｘ線源をもつトランスミッションＣＴ装置でもよい。
【００１９】
ＰＥＴ−ＣＴ装置１０ＡのＰＥＴ装置１１は、被検体Ｍに投与したＲＩ（Radiosotope：放射性同位元素）から放出されるガンマ線（フォトン）を検出してＰＥＴデータ（エミッションデータ）を収集する。
【００２０】
一方、トランスミッションＣＴ装置１２には、被検体Ｍに向かって放射線としてのガンマ線を照射するガンマ線源２１と、被検体Ｍを透過したガンマ線が入射されるとその位置を表す信号とその入射放射線のエネルギーに対応したエネルギー信号とを出力する検出器２２とが備えられる。検出器２２の放射線入射側には、鉛等の放射線遮蔽材で構成される隔壁によって２次元状に配列される例えば蜂の巣形をした多数の開口を入射方向に有するコリメータ２３が具備され、検出器２２は、被検体Ｍ内での放射線の放射位置に関する情報を検出する。
【００２１】
ＰＥＴ装置１１の検出器（図示しない）、ガンマ線源２１及び検出器２２は、図示しない架台によって、被検体Ｍの体軸を中心として回転可能に一体に支持されている。ＰＥＴ装置１１の検出器及び検出器２２は、被検体Ｍの体軸を中心として微小角度づつ回転されながら、投影角度毎にガンマ線が入射されるように構成されている。
【００２２】
また、トランスミッションＣＴ装置１２には、ＣＴデータ収集部４１、一次補正部４２、体輪郭検出部４３、二次補正部４４及び画像再構成部４５が設けられる。
【００２３】
ＣＴデータ収集部４１は、ガンマ線源２１及び検出器２２を被検体Ｍの周囲を回転させながら複数の投影角度（ビュー角度）にて３６０度分の電気信号を検出器２２から受け取り、それらを投影角度毎の投影データ（トランスミッション投影データ）として収集する。
【００２４】
ここで、コリメータ２３は、その開口の形態によって、パラレル（平行）コリメータ又はファンビームコリメータに大別される。コリメータ２３がパラレルコリメータの場合、ＣＴデータ収集部４１で収集された投影データはパラレルビームデータとなる。一方、コリメータ２３の開口がファンビームコリメータの場合、ＣＴデータ収集部４１で収集された投影データはファンビームデータとなるので、この場合、ＣＴデータ収集部４１内又はＣＴデータ収集部４１とは別に設けられる変換装置（図示しない）によって、ファンビームデータをパラレルビームデータに変換する処理が行なわれる。
【００２５】
また、コリメータ２３としてファンビームコリメータを用いる場合、ガンマ線源２１とコリメータ２３との２ヵ所でガンマ線をコリメートすることになるため、散乱線が少なく、被検体Ｍ内の減弱分布を正確に測定することができる利点がある。反面、コリメータで制限された範囲が検出器２２の有効視野となるが、ファンビームコリメータを用いた場合は検出器２２の有効視野が狭くなるため、被検体Ｍの体躯部を測定するような場合には、投影角度によっては体躯部の一部が有効視野からはみだしてしまい、不完全再構成によってＣＴ画像にトランケーションが発生してしまう。よって、被検体Ｍ内の減弱分布を正確に測定する目的でコリメータ２３としてファンビームコリメータを用いる場合、ＣＴ画像のトランケーション補正が不可欠となる。
【００２６】
すなわち、１枚のスライスのＣＴ画像を構成する複数の投影データには、被検体Ｍの体躯部の全体が検出器２２の有効視野内となる投影角度範囲内の投影角度毎に収集される投影データ（以下、「第１投影データ」という。）と、体躯部の一部が検出器２２の有効視野外となる投影角度範囲内の投影角度毎に収集されトランケーションが発生する投影データ（以下、「第２投影データ」という。）とが存在する。
【００２７】
図２は、トランケーション発生の概要を説明する図である。
【００２８】
図２は、図１に示したガンマ線源２１及び検出器２２を示す。被検体Ｍの体躯部の全体が検出器２２の有効視野内となる投影角度範囲内の投影角度、例えば投影角度θＡのポジションでは、トランケーションが発生しない第１投影データが収集される。一方、被検体Ｍの体躯部の一部が検出器２２の有効視野外となる投影角度範囲内の投影角度、例えば投影角度θＢのポジションでは、トランケーションが発生する第２投影データが収集される。
【００２９】
図３及び図４は、ＣＴデータ収集部４１で収集される投影データのプロファイル曲線の一例を示す図である。
【００３０】
図３は、図２に示す投影角度θＡのポジションにある検出器２２に入射したガンマ線のカウント値を、測定位置方向Ｘ（検出器２２の一端ｘ０＜Ｘ＜検出器２２の他端ｘｍａｔｒｉｘ）毎にとった第１投影データＰ［Ｘ，θＡ］のプロファイル曲線である。一方、図４は、図２に示す投影角度θＢのポジションにある検出器２２に入射したガンマ線のカウント値を、測定位置方向Ｘ毎にとった第２投影データＰ［Ｘ，θＢ］のプロファイル曲線である。図４において、Ｘ＜ｘ１，ｘ２＜Ｘの範囲では、ガンマ線がカウントされず、トランケーションが発生する。
【００３１】
図１に示したＰＥＴ−ＣＴ装置１０Ａの一次補正部４２は、第２投影データのトランケーション部分を推定し、そのトランケーション部分を補正（外挿）する一次外挿式を逐次的に求め、第２投影データを一次外挿式で補正する。一次補正部４２は、ＣＴデータの性質、すなわち、トランケーションが発生しなければ、『投影データは、全投影角度でその総和値は一定である』及び『ＣＴ画像の測定位置方向で重み付けした全積分値（重心）は全投影角度からみて固定される』を利用する。
【００３２】
すなわち、一次補正部４２は、ＣＴデータの性質を利用して、被検体Ｍの体躯部を測定する場合であって、かつ、体躯部の一部が検出器２２の有効視野外にはみ出す投影角度が存在するとき、第２投影データ及び一次外挿式で形成する第３投影データを第２投影データの代替データとして得るものである。
【００３３】
一次補正部４２には、総和値演算部５１、一次外挿式候補演算部５２、第３投影データ候補取得部５３、重心演算部５４、フィッティング処理部５５及び第３投影データ抽出部５６が具備される。
【００３４】
総和値演算部５１は、ＣＴデータ収集部４１で収集した投影データ毎の総和値（０次モーメント）をそれぞれ算出する。すなわち、総和値演算部５１は、第１投影データの０次モーメントと、第２投影データの０次モーメントとをそれぞれ算出する。
【００３５】
一次外挿式候補演算部５２は、総和値演算部５１で算出した第１投影データの０次モーメントと第２投影データの０次モーメントとの差を基に、第２投影データのトランケーション部分を補正する複数の一次外挿式の候補を算出する。例えば、一次外挿式候補演算部５２は、複数の第１投影データ毎の０次モーメントからそれらの平均値を求め、その平均値と第２投影データの０次モーメントとの差を基に複数の一次外挿式の候補を算出する。
【００３６】
第３投影データ候補取得部５３は、第２投影データを一次外挿式の候補毎にそれぞれ補正して、第２投影データ及び一次外挿式の候補で形成する複数の第３投影データ候補を取得する。
【００３７】
重心演算部５４は、ＣＴデータ収集部４１で収集した複数の第１投影データ毎の重心（１次モーメント）と、第３投影データ候補取得部５３で取得した複数の第３投影データ候補毎の１次モーメントとをそれぞれ算出する。
【００３８】
フィッティング処理部５５は、重心演算部５４で算出した第１投影データ毎の１次モーメントと投影角度との関係を、三角関数（ｓｉｎカーブ）にフィッティング処理する。
【００３９】
第３投影データ抽出部５６は、重心演算部５４で算出した複数の第１投影データの１次モーメントから推定される第３投影データの１次モーメントと、複数の第３投影データ候補の１次モーメントとの差を基に、複数の第３投影データ候補から第３投影データを得る。具体的には、第３投影データ抽出部５６は、フィッティング処理部５５で処理後のｓｉｎカーブから推定される第３投影データの１次モーメントと、重心演算部５４で算出した複数の第３投影データ候補毎の１次モーメントとの差が最小となる１次モーメントをもつ第３投影データ候補を第３投影データとして抽出する。
【００４０】
体輪郭検出部４３は、第３投影データ抽出部５６で抽出した第３投影データを基に体輪郭を検出することで、第２投影データにおける体輪郭の位置情報を検出する。
【００４１】
二次補正部４４は、体輪郭検出部４３で検出した体輪郭の位置情報を基に、一般的な方法によって第２投影データを多次式の二次外挿式で補正し、第２投影データ及び二次外挿式で形成する第４投影データを得る。
【００４２】
画像再構成部４５は、ＣＴデータ収集部４１で収集した第１投影データと二次補正部４４で得た第４投影データとを基に、スライス毎にＣＴ画像を再構成する。
【００４３】
また、ＰＥＴ−ＣＴ装置１０Ａは、第１投影データ及び第４投影データに基づいて減弱分布を測定し、この測定量によってＰＥＴ装置１１で得たＰＥＴデータを減弱補正する減衰分布補正部６１と、画像再構成部４５で再構成したＣＴ画像や減衰分布補正部６１から出力するＰＥＴデータを外部出力させる出力部６２とが設けられる。
【００４４】
なお、ＰＥＴ−ＣＴ装置１０Ａに設けた各部はハードウェアとして構成されてもよく、また、図示しないＣＰＵ（Central Processing Unit）がプログラムを実行することによってソフトウェアとして機能するものであってもよい。
【００４５】
次いで、放射線診断装置１０としてのＰＥＴ−ＣＴ装置１０Ａの動作について説明する。
【００４６】
図１に示したＰＥＴ−ＣＴ装置１０ＡのＰＥＴ装置１１は、被検体Ｍに投与したＲＩから放出されるガンマ線を検出し、ＰＥＴデータを収集する。
【００４７】
一方、トランスミッションＣＴ装置１２は、ガンマ線源２１から被検体Ｍに向かってガンマ線を照射させ、被検体Ｍを透過したガンマ線をコリメータ２３から検出器２２に入射させる。ＣＴデータ収集部４１は、ガンマ線源２１及び検出器２２を被検体Ｍの周囲を回転させながら複数の投影角度にて３６０度分の電気信号を検出器２２から受け取り、それらを投影角度毎の投影データとして収集する。
【００４８】
一次補正部４２は、投影角度毎に収集した投影データから、被検体Ｍの体躯部の一部が検出器２２の有効視野外となりトランケーションが発生する第２投影データを得、そのトランケーション部分を推定する。続けて、一次補正部４２は、第２投影データのトランケーション部分を一次外挿式で補正し、第２投影データ及び一次外挿式で形成する第３投影データを得る。
【００４９】
具体的には、まず、一次補正部４２に具備した総和値演算部５１は、被検体Ｍの体躯部の全体が検出器２２の有効視野内となりトランケーションの発生しない投影角度範囲内の投影角度毎に、全ての測定位置方向毎にとった第１投影データの０次モーメントを算出する。同様に、トランケーションの発生する投影角度範囲内の投影角度毎に、第２投影データの０次モーメントを算出する。一次補正部４２は、トランケーションの発生しない投影角度範囲内の投影角度、例えば図２に示す投影角度θＡで収集した投影データＰ［Ｘ，θＡ］の０次モーメントＭ０［θＡ］と、トランケーションの発生する投影角度範囲内の投影角度、例えば図２に示す投影角度θＢで収集した投影データＰ［Ｘ，θＢ］の０次モーメントＩ０［θＢ］とを、
［数１］
Ｍ０［θＡ］＝ΣＰ［Ｘ，θＡ］  （ｘ０＜Ｘ＜ｘｍａｔｒｉｘ）  …（１）
Ｉ０［θＢ］＝ΣＰ［Ｘ，θＢ］  （ｘ０＜Ｘ＜ｘｍａｔｒｉｘ）  …（２）
によってそれぞれ算出する。
【００５０】
図５は、投影角度と、投影角度毎に収集した投影データの０次モーメントとの関係の一例をグラフとして示す図である。
【００５１】
投影データの性質から、全ての投影角度θにおいて投影データにトランケーションが発生しない理想的な場合の投影角度θと投影角度θに対応する投影データの０次モーメントとの関係では、投影角度θに因らず０次モーメントは一定の値（Ｍ０［θＡ］）となる。しかし、特定の投影角度範囲Ｂで投影データにトランケーションが発生する場合の投影角度θと０次モーメントとの関係では、投影角度範囲Ｂ内の投影角度で収集した第２投影データの０次モーメントは、トランケーションが発生しない投影角度範囲Ａ内の投影角度で収集した第１投影データの０次モーメントと比較して小さくなる。また、投影角度範囲Ｂ内の投影角度で収集した第２投影データの０次モーメントの波形は、投影角度範囲Ｂ内の投影角度の変化に伴って略三角関数のカーブを描く。投影角度範囲Ｂ内の投影角度の場合は、図４に示したＸ＜ｘ１，ｘ２＜Ｘの範囲でデータが得られないため、投影角度範囲Ａ内の投影角度と比較して、０次モーメントが小さくなるためである。
【００５２】
図１に示した一次補正部４２の一次外挿式候補演算部５２は、式（１）で算出した複数の０次モーメントＭ０［θＡ］を平均する。一次外挿式候補演算部５２は、０次モーメントＭ０［θＡ］を平均した０次モーメント平均値Ｍ０と、式（２）で算出した０次モーメントＩ０［θＢ］とを比較する。具体的には、０次モーメント平均値Ｍ０と０次モーメントＩ０［θＢ］との差が最小となる条件を満たす複数の一次外挿式の候補を算出する。
【００５３】
図６は、複数の一次外挿式の候補を算出する方法を説明する図である。
【００５４】
図６は、図４に示した第２投影データＰ［Ｘ，θＢ］と、Ｘ軸上をｘ０＜ａ＜ｘ１の範囲で移動する移動点ａと、ｘ２＜ｂ＜ｘｍａｔｒｉｘの範囲で移動する移動点ｂとを示す。ここで、トランケーションの発生しない投影角度θＡ毎に収集した０次モーメントの平均値である０次モーメント平均値Ｍ０と、式（２）で算出した第２投影データＰ［Ｘ，θＢ］の０次モーメントＩ０［θＢ］との差は一次外挿式とＸ軸とで形成される面積に等しい。例えば、一次外挿式を１次式とすると、０次モーメント平均値Ｍ０と、０次モーメントＩ０［θＢ］との差は図中斜線部分で示した面積に等しいので、
【数２】
2006312027.tif 000003
【００５５】
が成立する。この式（３）から、移動点ａと移動点ｂとの関係が決まり、ｘ０＜ａ＜ｘ１の範囲で移動する移動点ａと、その移動点ａの位置によって定まる点ｂとによって複数の一次外挿式の候補Ｈ、すなわち体輪郭（ａｂ間）の複数の候補を算出する。一次外挿式の候補Ｈは、ａ≦Ｘ≦ｘ１の範囲では、スキャン回転座標系（ａ，０）及び（ｘ１，Ｐ［ｘ１，θＢ］）を通る一次外挿式の候補ＨＬから、また、ｘ２≦Ｘ≦ｂの範囲では、スキャン回転座標系（ｘ２，Ｐ［ｘ２，θＢ］）及び（ｂ，０）を通る一次外挿式の候補ＨＲからなる。
【００５６】
ここでは、一次外挿式を１次式とした場合について説明するが、一次外挿式は１次式に限定されるものではなく、例えば、三角関数や多次式であってもよい。
【００５７】
図１に示した第３投影データ候補取得部５３は、第２投影データのトランケーション部分を複数の一次外挿式の候補で補正する。そして、図６に示したｘ１＜Ｘ＜ｘ２の範囲の第２投影データＰ［Ｘ，θＢ］と、ａ≦Ｘ≦ｘ１及びｘ２≦Ｘ≦ｂの範囲の複数の一次外挿式の候補Ｈとで形成する複数の第３投影データ候補を得る。
【００５８】
重心演算部５４は、第３投影データ候補毎の１次モーメントを算出する。また、重心演算部５４は、トランケーションの発生しない投影角度範囲内の投影角度毎に、第１投影データの１次モーメントを算出する。
【００５９】
フィッティング処理部５５は、重心演算部５４でトランケーションの発生しない投影角度範囲内の投影角度毎に算出した１次モーメントをｓｉｎカーブにフィッティング処理する。
【００６０】
第３投影データ抽出部５６は、フィッティング処理部５５で処理後のｓｉｎカーブから推定される第３投影データの１次モーメントと、重心演算部５４で算出した複数の第３投影データ候補毎の１次モーメントとの差が最小となる１次モーメントをもつ第３投影データ候補を第３投影データとして抽出する。
【００６１】
図７は、トランケーションの発生しない投影角度範囲内の投影角度と、投影角度毎に収集した投影データの１次モーメントとの関係の一例をグラフとして示す図である。
【００６２】
ＣＴ画像の測定位置方向で重み付けした全積分値は全投影角度からみて固定されるという性質から、重心演算部５４でトランケーションの発生しない投影角度範囲内の投影角度θＡ毎に算出した１次モーメントＭ１［θＡ］をｓｉｎカーブＭ１ｆ［θ］にフィッティング処理する。
【００６３】
続けて、重心演算部５４で算出した複数の第３投影データ候補毎の１次モーメントＴ１［θＢ］（例えば、図７中の×印）と、フィッティング処理部５５で得たｓｉｎカーブＭ１ｆ［θ］上の点Ｍ１ｆ［θＢ］との差が最小となるような１次モーメントＴ１［θＢ］を特定する。そして、差が最小となるときの１次モーメントＴ１［θＢ］をもつ第３投影データ候補を、第３投影データとして抽出する。
【００６４】
以上のように、図１に示した一次補正部４２によると、トランケーションが発生する投影角度範囲内の投影角度毎に、第２投影データのトランケーション部分を適当な一次式で補正して、第２投影データ及び一次外挿式で形成する第３投影データを得ることができる。
【００６５】
続いて、体輪郭検出部４３は、第３投影データ抽出部５６で抽出した第３投影データを基に体輪郭を検出することで、第２投影データにおける体輪郭の位置情報を検出する。よって、体輪郭検出部４３は、トランケーションの発生する投影角度範囲内の全ての投影角度で第２投影データの体輪郭の位置情報をスライス毎に検出することで、ＣＴ画像の再構成に必要な全ての投影角度の投影データに関する体輪郭の位置情報を検出することができる。また、体輪郭検出部４３は、一次補正部４２で得た第３投影データをスライス毎に閾値を設定して２値化し、この２値化データを逆投影して、第２投影データにおける体輪郭の位置情報を検出してもよい。この体輪郭は、７次のフーリエ変換によってフィッティング処理して滑らかに平滑化することが望ましい。なお、このフィッティング処理におけるフーリエ変換の次数は７次に限定されるものではない。
【００６６】
二次補正部４４は、体輪郭検出部４３で検出した体輪郭を示すデータを用いた一般的な方法にて、第２投影データを多次式の二次外挿式で補正し、第２投影データ及び二次外挿式で形成する第４投影データを得る。
【００６７】
画像再構成部４５は、ＣＴデータ収集部４１で収集した第１投影データと二次補正部４４で得た第４投影データとを基に、スライス毎にＣＴ画像を再構成する。
【００６８】
減弱分布補正部６１は、ＣＴデータ収集部４１で収集した第１投影データと二次補正部４４で得た第４投影データとに基づいて減弱分布を測定し、この測定量によってＰＥＴ装置１１で収集したＰＥＴデータを減弱補正する。
【００６９】
出力部６２は、画像再構成部４５で再構成したＣＴ画像や減弱分布補正部６１から出力するＰＥＴデータを外部出力する。
【００７０】
図８は、出力部６２から画面出力されるＣＴ画像を示す図である。
【００７１】
図８に示した画面には、被検体Ｍの腕下げにて実測した胸部のＣＴ画像が３×３枚表示されている。画面上段は図１に示すコリメータ２３の仮想視野サイズが４００ｍｍの場合、画面中段はコリメータ２３の仮想視野サイズが３５０ｍｍの場合、画面下段はコリメータ２３の仮想視野サイズが３００ｍｍの場合をそれぞれ示す。また、画面左列は全ての投影データにトランケーションが発生しない場合を、画面中列は投影データの一部にトランケーションが発生しエミッションＣＴ装置で取得するＣＴデータから従来方法にて検出した体輪郭を基に二次補正を行なった場合を、また、画面右列は投影データの一部にトランケーションが発生しエミッションＣＴ装置で取得するＣＴデータから本発明にて検出した体輪郭を基に二次補正を行なった場合をそれぞれ示す。
【００７２】
図８に示した画面によると、仮想視野サイズが４００，３５０，３００ｍｍの場合とも、トランケーション部分の形状が回復でき、特に、仮想視野サイズが４００ｍｍの場合、良好にトランケーション部分の形状が回復できた。また、仮想視野サイズが３００ｍｍの場合、トランケーションによる２０％近い誤差を３％程度にまで低減できた。
【００７３】
なお、図１に示した放射線診断装置１０の一例としてのＰＥＴ−ＣＴ装置１０Ａが、エミッションＣＴ装置１１とトランスミッションＣＴ装置１２との複合機の場合を説明した。しかし放射線診断装置１０は、トランスミッションＣＴ装置１２のみから構成されることもあり、その場合、画像再構成部４５で再構成したＣＴ画像は出力部６２に送られ、出力部６２からＣＴ画像を外部出力させる。
【００７４】
図１に示した放射線診断装置１０としてのＰＥＴ−ＣＴ装置１０Ａによると、体内の減衰分布を正確に測定すると共に、トランケーション補正を正確に精度よく行なうことができる。
【００７５】
また、放射線診断装置１０としてのＰＥＴ−ＣＴ装置１０Ａによると、トランスミッションＣＴ装置のみから精度の高い体輪郭を検出できる。
【図面の簡単な説明】
【００７６】
【図１】本発明に係る放射線診断装置の実施の形態を示す概略図。
【図２】トランケーション発生の概要を説明する図。
【図３】第１投影データのプロファイル曲線の一例を示す図。
【図４】第２投影データのプロファイル曲線の一例を示す図。
【図５】投影角度と、それら投影角度にそれぞれ対応する投影データの０次モーメントとの関係の一例をグラフとして示す図。
【図６】複数の一次外挿式の候補を算出する方法を説明する図。
【図７】トランケーションの発生しない投影角度範囲内の投影角度と、その投影角度毎に収集した投影データの１次モーメントとの関係の一例をグラフとして示す図。
【図８】出力部から画面出力されるＣＴ画像を示す図。
【符号の説明】
【００７７】
１０  放射線診断装置
１０Ａ  ＰＥＴ−ＣＴ装置
１１  ＰＥＴ装置
１２  トランスミッションＣＴ装置
２３  コリメータ
４１  ＣＴデータ収集部
４２  一次補正部
４３  体輪郭検出部
４４  二次補正部
４５  画像再構成部
５１  総和値演算部
５２  一次外挿式候補演算部
５３  第３投影データ候補取得部
５４  重心演算部
５５  フィッティング処理部
５６  第３投影データ抽出部
６１  減弱分布補正部
６２  出力部
【図１】
2006312027.tif 000004
【図２】
2006312027.tif 000005
【図３】
2006312027.tif 000006
【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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