(57)【要約】【課題】トランスミッション発生装置によるＴＣＴデータを収集することなくＳＰＥＣＴ画像の散乱線補正を行うこと。【解決手段】被検体に投与したＲＩから放射されるガンマー線を検出して得た投影データを基に、再構成装置３００においてＳＰＥＣＴ画像を再構成し、このＳＰＥＣＴ画像と略等しい部位について得た同一被検体のＸ線ＣＴ画像から、トランスミッションＣＴ投影データを作成し、このトランスミッションＣＴ投影データをＳＰＥＣＴ画像から減算することによって、散乱線補正を行う散乱線補正装置４００を備えた。これにより、検査に要する時間が短縮され、被検者および医療スタッフの負担が軽減される。【選択図】　　　図１
2004053494.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体に投与した放射線同位元素から放射される放射線を検出する放射線検出手段と、
この放射線検出手段で検出した放射線投影データを収集し、収集された放射線投影データを基に核医学画像を再構成する画像再構成手段と、
この画像再構成手段によって再構成された核医学画像と略等しい部位について得た同一被検体のＸ線ＣＴ画像から、トランスミッションＣＴ投影データを作成するトランスミッションＣＴ投影データ作成手段と、
このトランスミッションＣＴ投影データ作成手段で作成されたトランスミッションＣＴ投影データを用いて、前記画像再構成手段で再構成された核医学画像に対する散乱線補正を行う散乱線補正手段と
を具備することを特徴とする核医学診断装置。
【請求項２】
前記トランスミッションＣＴ投影データ作成手段は、
前記Ｘ線ＣＴ画像の位置を前記核医学画像の位置に合わせるための位置合せ手段と、
この位置合せ手段によって位置合せされたＸ線ＣＴ画像を、ガンマー線の減弱係数分布画像に変換する減弱マップ変換手段と、
この減弱マップ変換手段で変換されたガンマー線の減弱係数分布画像からサイノグラムデータを作成するサイノグラムデータ作成手段と、
このサイノグラムデータ作成手段で作成されたサイノグラムデータを、前記放射線投影データと同じフォーマットに変換するフォーマット変換手段と
を具備することを特徴とする請求項１に記載の核医学診断装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、核医学診断装置に係り、殊にＳＰＥＣＴ検査時における被検体による散乱線を補正することにより画像の劣化を軽減し、診断精度の向上を図った核医学診断装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
放射線同位元素（以下、ＲＩと略称する。）で標識した薬剤を被検体内に投与し、当該ＲＩから放射される放射線（ガンマー線）を被検体の外側で検知し計測することによって、当該ＲＩの被検体内での分布の様子を画像化する核医学診断装置が臨床に供されている。さらに近時、ＲＩの被検体内での三次元的な分布の様子を観察することを可能としたＳＰＥＣＴ（Ｓｉｎｇｌｅ　Ｐｈｏｔｏｎ　Ｅｍｉｓｓｉｏｎ　Ｃｏｍｐｕｔｅｄ　Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置が注目されている。
ところで、被検体内のＲＩから放射されるガンマー線は、通常、被検体内でのコンプトン散乱に起因する減弱の影響を受け、体外で検知し計測されるガンマー線の投影データは、必ずしも被検体内におけるＲＩ分布を正確に反映したものとはなっていなかった。このような散乱線の影響を取り除くために、従来から散乱線補正方法が提案されているが、その方法はＴＥＷ（Ｔｒｉｐｌｅ　Ｅｎｅｒｇｙ　Ｗｉｎｄｏｗ）散乱線補正法と解析的手法とに大別される。
ＴＥＷ法は、一つのエネルギースペクトルに対して三つのウインドーを設定し、その内のメインウインドーに含まれる散乱線成分をコンプトン領域から計算し、これを差し引くことにより補正を加える方法である。解析的手法は、投影データに含まれる散乱線に対する投影像を、点広がり関数などを用いて計算し、これを測定画像から差し引く方法であり、ＣＳ（Ｃｏｎｖｏｌｕｔｉｏｎ　Ｓｕｂｔｒａｃｔｉｏｎ）法がこれに該当する。なお、ＣＳ法の中でも、被検体の不均一吸収体に対する補正精度を上げるために、被検体のトランスミッションを使用するＴＤＣＳ（Ｔｒａｎｓｍｉｓｓｉｏｎ　Ｄｅｐｅｎｄｅｎｔ　Ｃｏｎｖｏｌｕｔｉｏｎ　Ｓｕｂｔｒａｃｔｉｏｎ）法による散乱線補正が、近時注目されている。
そして、このＴＤＣＳ法を実施するために従来は、ＳＰＥＣＴ装置などとトランスミッション発生装置とを組み合わせて用いる、透過型コンピュータ断層法（Ｔｒａｎｓｍｉｓｓｉｏｎ　Ｃｏｍｐｕｔｅｄ　Ｔｏｍｏｇｒａｐｙ；ＴＣＴ）によるＴＣＴデータを得て、被検体内におけるガンマー線の吸収分布を調べていた。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、ＴＤＣＳ法による散乱線補正のためにのみトランスミッション発生装置を設置することは、投資効率の面から難点がある。また現在日本では、トランスミッション発生装置として、密閉線源しか使用することが認められていないという事情もあり使用し難く、しかも密閉線源は高価なものである。さらに、核種によっては、ＴＣＴデータを別に収集する必要があり、検査に時間がかることも難点となっていた。
本発明は、このような課題を解決するために、近時核医学診断において、ＳＰＥＣＴ装置などによる核医学だけの単体検査により診断することは少なく、殆どの場合Ｘ線ＣＴ装置によるＸ線ＣＴ検査が併用されていることに鑑み、Ｘ線ＣＴ画像からＸ線ＣＴトランスミッションデータを作成し、これを用いて散乱線の補正を行うことを目的としてなされたものである。
【０００４】
【課題を解決するための手段】
上述の課題を解決するため、請求項１に記載の発明は、被検体に投与した放射線同位元素から放射される放射線を検出する放射線検出手段と、この放射線検出手段で検出した放射線投影データを収集し、収集された放射線投影データを基に核医学画像を再構成する画像再構成手段と、この画像再構成手段によって再構成された核医学画像と略等しい部位について得た同一被検体のＸ線ＣＴ画像から、トランスミッションＣＴ投影データを作成するトランスミッションＣＴ投影データ作成手段と、このトランスミッションＣＴ投影データ作成手段で作成されたトランスミッションＣＴ投影データを用いて、前記画像再構成手段で再構成された核医学画像に対する散乱線補正を行う散乱線補正手段とを具備することを特徴とする核医学診断装置である。
【０００５】
また、請求項２に記載の発明は、請求項１に記載の核医学診断装置において、前記トランスミッションＣＴ投影データ作成手段は、前記Ｘ線ＣＴ画像の位置を前記核医学画像の位置に合わせるための位置合せ手段と、この位置合せ手段によって位置合せされたＸ線ＣＴ画像を、ガンマー線の減弱係数分布画像に変換する減弱マップ変換手段と、この減弱マップ変換手段で変換されたガンマー線の減弱係数分布画像からサイノグラムデータを作成するサイノグラムデータ作成手段と、このサイノグラムデータ作成手段で作成されたサイノグラムデータを、前記放射線投影データと同じフォーマットに変換するフォーマット変換手段とを具備することを特徴とする。
【０００６】
これにより、通常ＳＰＥＣＴ検査と併せて行われるＸ線ＣＴ撮影によって得られるＸ線ＣＴ画像を用いることによって、ＴＤＣＳ法による散乱線補正のアルゴリズムを変更することなく、かつトランスミッション発生装置によるＴＣＴデータを別に収集することもなく、ＳＰＥＣＴ再構成像に対する散乱線補正を行うことができる。
【０００７】
【発明の実施の形態】
以下、本発明に係る核医学診断装置の一実施の形態について、図１ないし図５を参照して詳細に説明する。
図１は、本発明に係る核医学診断装置の、一実施の形態の構成を説明するために示した系統図である。
図１に示すように、本発明に係る核医学診断装置は、被検体Ｐ内のＲＩから放射されるガンマー線を検出する放射線検出器１００、この放射線検出器１００から出力される電気信号を投影データとして収集するデータ収集装置２００、このデータ収集装置２００で収集した投影データを基に、被検体Ｐ内に存在するＲＩの三次元分布を画像として再構成する再構成装置３００、この再構成装置３００によって再構成された画像（以下、ＳＰＥＣＴ再構成像と称する。）に対して、被検体Ｐ内で生ずる散乱線の影響を補正するための散乱線補正装置４００、この散乱線補正装置４００によって補正されたＳＰＥＣＴ再構成像を表示する表示装置５００を備えている。
【０００８】
放射線検出器１００は、コリメータ１１０、シンチレータ１２０、光電変換部１３０から構成され、これらはコリメータ１１０の開口面側（被検体Ｐに対峙する側の面）を除き、鉛などの放射線遮蔽材で形成されるケースに保持されている。また放射線検出器１００は、開口面側が円形あるいは矩形などの形を呈し、ケースと一体に図示しないアームに支持されており、このアームの動作に従って、被検体Ｐの周囲に回転される構造となっている。
コリメータ１１０は、鉛などの放射線遮蔽材で構成される隔壁１１１によって、二次元状に配列される例えば蜂の巣形をした多数の開口１１２を有しており、この開口１１２の形態によって、平行コリメータおよびファンビームコリメータに大別される。平行コリメータは、開口１１２の軸がコリメータ１１０の後段に位置するシンチレータ１２０へ向けて垂直に形成されたものであり、通常被検体Ｐの体軸および体軸に直交する水平軸に対して、それぞれ垂直となるように形成されている。一方、ファンビームコリメータは、開口１１２の軸が被検体Ｐの体軸に対しては垂直であるが、体軸に直交する水平軸に対しては、被検体Ｐの中心へ向かって傾斜して体軸に沿って焦点を結ぶように形成されたものとなっている。
シンチレータ１２０は、例えばＮａＩ結晶により構成されており、被検体Ｐ内から放射され、コリメータ１１０の開口１１２を通して到達したガンマー線を受けてこれを光に変換するものである。そして、シンチレータ１２０で変換された光は、さらに光電変換部１３０において電気信号に変換される。光電変換部１３０には、例えば光電子増倍管のような光信号を電気信号に変換する光電変換部材がマトリクス状に配列されており、この光電変換部材の出力は、図示しない位置計算回路へ供給されるようになっている。従って、位置計算回路において、シンチレータ１２０から發せられた光信号が、どの光電変換部材で夫々どの程度の強さで受けられたのかを判定することによって、シンチレータ１２０での発光位置すなわち被検体Ｐ内での放射線の放射位置に関する情報を検出している。
なお、放射線検出器１００は、図１には１台のみしか示されてないが、核医学診断装置として必要に応じて２台以上設ける場合もあることは言うまでもない。また、放射線検出器１００のシンチレータ１２０と光電変換部１３０に代えて、半導体検出器を備えるようにしてもよい。
【０００９】
次に、データ収集装置２００は、放射線検出器１００から出力される電気信号を受け取り、これを放射線投影データとして収集するものである。なお、放射線検出器１００に設けられているコリメータ１１０の開口１１２が、シンチレータ１２０へ向けて垂直に形成された平行コリメータであるときは、データ収集装置２００で収集された投影データはパラレルビームデータであり、この場合データ収集装置２００で収集された投影データは、再構成装置３００へそのまま供給される。よって、再構成装置３００は、収集された投影データに基づいて、被検体Ｐ内に存在するＲＩの三次元分布に関する断層像を再構成する。
しかし、放射線検出器１００に設けられているコリメータ１１０の開口１１２の軸が、被検体Ｐの体軸に対しては垂直であるが、体軸に直交する水平軸に対しては、被検体Ｐの中心へ向かって傾斜して体軸に沿って焦点を結ぶように形成されたファンビームコリメータであるときは、データ収集装置２００で収集された投影データはファンビームデータなので、この場合データ収集装置２００内または別に設けられる変換装置によって、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を行い、ここでパラレルビームデータに変換された投影データが再構成装置３００へ供給される。よって、再構成装置３００は、パラレルビームデータに変換された投影データに基づいて、被検体Ｐ内に存在するＲＩの三次元分布に関する断層像（ＳＰＥＣＴ再構成像）を再構成することになる。
【００１０】
再構成装置３００から得られたＳＰＥＣＴ再構成像は、散乱線補正装置４００へ供給される。この散乱線補正装置４００は、画像取込部４１０、位置合せ部４２０、減弱マップ変換部４３０、サイノグラムデータ作成部４４０、フォーマット変換部４５０、散乱線補正部４６０を備えている。
画像取込部４１０は、散乱線の補正に先立ち、再構成装置３００で再構成された散乱線補正を受けるＳＰＥＣＴ再構成像と、散乱線補正データを提供することとなるＸ線ＣＴ像とを取り込むものである。すなわち、再構成装置３００で再構成され、これから散乱線の補正を受けようとするＳＰＥＣＴ再構成像と、このＳＰＥＣＴ再構成像を得た同一被検体Ｐに関し、このＳＰＥＣＴ再構成像と略等しい部位について予めＸ線ＣＴ装置６００で撮影したＸ線ＣＴ像とを画像取込部４１０に取り込む。
次に位置合せ部４２０は、画像取込部４１０に取り込まれたＳＰＥＣＴ再構成像とＸ線ＣＴ像との位置合せを行う。この位置合せは、ＳＰＥＣＴ再構成像に対してＸ線ＣＴ像を、同じスライス枚数となるように、かつ同じ位置、同じマトリクスサイズとなるようにスライス毎に、三次元的に合わせることになるが、このような位置合せの方法は、自動的に行う方法やオペレータが画像を見ながら手動で行う方法を適宜採用することが可能であるが、いずれも公知の一般的な技術なので、詳細な説明は省略する。
【００１１】
減弱マップ変換部４３０は、位置合せ部４２０でＳＰＥＣＴ再構成像に位置合せされたＸ線ＣＴ画像を、ガンマー線の線減弱係数の分布画像（これを減弱マップと称する。）に合わせるものである。すなわち、Ｘ線ＣＴ画像においては、水のＣＴ値を０、空気のＣＴ値を１０２４としているのに対して、例えばＲＩが１４０ｋｅＶのＴｃ−９９ｍの場合、そのガンマー線の線減弱係数ｕは、空気では０、水では０．１５［１／ｃｍ］なので、Ｘ線ＣＴ画像の画素毎のＣＴ値を線減弱係数ｕに変換して減弱マップを作成する。この変換方法としては、直線近似による線形変換などが採用されるが、変換方法は本発明の課題ではなく、公知のどのような変換方法を採用しても構わないので、その説明は省略する。図２は、作成された減弱マップの一例として、被検体Ｐ頭部の１６スライス分の減弱マップを示したものであるが、実際に使用する際にはもっと多くなるのが普通である。
【００１２】
次にサイノグラムデータ作成部４４０は、減弱マップ変換部４３０で変換され作成された減弱マップからサイノグラムデータを作成するものである。サイノグラムは、Ｘ線ＣＴ装置でのスキャンによって収集したデータを、検出器のチャンネル方向とプロジェクション方向の二次元に展開して、各々のデータの値に応じて濃淡表示したものであるが、サイノグラムデータ作成部４４０では、ＣＴ値を線減弱係数ｕに変換した減弱マップについて、サンプリング開始角度やサンプリング角度などを、ＳＰＥＣＴ再構成像を形成する投影データに合わせるようにしてサイノグラムデータを作成する。図３は、図２に示した１６スライス分の減弱マップにそれぞれ対応して作成されたサイノグラムの一例を示したものである。
さらにフォーマット変換部４５０は、サイノグラムデータ作成部４４０で作成されたサイノグラムデータを並び替えて、ＳＰＥＣＴ投影データと同じフォーマットに変換することによって、トランスミッションＣＴ投影データを作成するものである。図４は、図３に示したサイノグラムにそれぞれ対応して作成されたトランスミッションＣＴ投影像の一例を示したものであり、これは、従来被検体Ｐ内における放射線の吸収分布を調べるために得ていたＴＣＴデータに相当する。
【００１３】
そこで、散乱線補正部４６０において、再構成装置３００で再構成されたＳＰＥＣＴ再構成像から、フォーマット変換部４５０で作成されたＴＣＴデータに相当するトランスミッションＣＴ投影像を差し引く処理を行って、ＳＰＥＣＴ再構成像に対するＴＤＣＳ法による散乱線補正を施すことになる。このとき、散乱線定数画像とコンボリューション関数とを求めることになるが、その求め方はＴＤＣＳ法の場合と同様であり、ＴＤＣＳ法による散乱線補正のアルゴリズムを変更することなく、点広がり関数のパラメータを変えるだけで対応できる。さらに、散乱線定数画像とコンボリューション関数とが求まると、次の（１）式として示す逐次近似式の演算により散乱線補正を行う。
ｇｎ　ｔｒｕｅ（ｘ，ｙ）＝ｇｏｂｓ（ｘ，ｙ）−ｇｎ−１　ｃｔ（ｘ，ｙ）＊
ｆ（ｘ，ｙ）＊ｋ（ｘ，ｙ）　　　・・・　　　（１）
ここで、ｇｎ　ｔｒｕｅ（ｘ，ｙ）は、散乱線の補正されたＳＰＥＣＴ投影画像、
ｇｏｂｓ（ｘ，ｙ）は、ＳＰＥＣＴ投影データ、
ｇｎ−１　ｃｔ（ｘ，ｙ）は、トランスミッションＣＴ投影データ、
ｆ（ｘ，ｙ）は、コンボリューション関数、
ｋ（ｘ，ｙ）は、散乱線定数
である。また、０次の逐次近似は、散乱線補正のないＳＰＥＣＴ投影データと同じである。
このようにして散乱線の補正されたＳＰＥＣＴ投影画像を、図４に示したトランスミッションＣＴ投影像にそれぞれ対応して一例を示すと図５のようになる。すなわち、散乱線補正部４６０から得られる散乱線の補正されたＳＰＥＣＴ投影画像が、例えば図５に示すような１６スライス分のマルチフォーマット形式としたり、あるいは任意スライスの画像を抽出したりして表示装置５００に表示される。
なお本発明を、ＳＰＥＣＴ再構成像に対してＴＤＣＳ法による散乱線補正を施す場合について説明したが、ＴＤＣＳ法に限ることはない。
【００１４】
【発明の効果】
以上詳細に説明したように、本発明によれば、通常ＳＰＥＣＴ検査と併せて行われるＸ線ＣＴ撮影によって得られるＸ線ＣＴ画像を用いることによって、ＴＤＣＳ法による散乱線補正のアルゴリズムを変更することなく、かつトランスミッション発生装置によるＴＣＴデータを別に収集することもなく、ＳＰＥＣＴ再構成像に対する散乱線補正を行うことができる。よって、検査に要する時間を短縮することができ、被検者および医療スタッフの負担が軽減され、診断効率の向上にも寄与できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】
本発明に係る核医学診断装置の、一実施の形態の構成を説明するために示した
系統図である。
【図２】
Ｘ線ＣＴ画像を変換した減弱マップの一例を示した説明図である。
【図３】
図２の減弱マップにそれぞれ対応して作成されたサイノグラムの一例を示した
説明図である。
【図４】
図３のサイノグラムにそれぞれ対応して作成されたトランスミッションＣＴ投
影像の一例を示した説明図である。
【図５】
図４のトランスミッションＣＴ投影像にそれぞれ対応して散乱線の補正された
ＳＰＥＣＴ投影画像の一例を示した説明図である。
【符号の説明】
１００　放射線検出器
１１０　コリメータ
１２０　シンチレータ
１３０　光電変換部
２００　データ収集装置
３００　再構成装置
４００　散乱線補正装置
４１０　画像取込部
４２０　位置合せ部
４３０　減弱マップ変換部
４４０　サイノグラムデータ作成部
４５０　フォーマット変換部
４６０　散乱線補正部
５００　表示装置
６００　Ｘ線ＣＴ装置
【図１】
2004053494.tif 000003
【図２】
2004053494.tif 000004
【図３】
2004053494.tif 000005
【図４】
2004053494.tif 000006
【図５】
2004053494.tif 000007