JP5600946B2 - 断層撮影装置 - Google Patents

Description

この発明は、断層画像を取得することで断層撮影を行う断層撮影装置に係り、特に、呼吸ゲートや心電同期によって画像の位相分割を行う技術に関する。

上述した断層撮影装置として、核医学診断装置、すなわちＥＣＴ(Emission Computed Tomography)装置として、ＰＥＴ(Positron Emission Tomography)装置を例に採って説明する。ＰＥＴ装置は、陽電子（Positron）、すなわちポジトロンの消滅によって発生する複数本のγ線を検出して複数個の検出器でγ線を同時に検出したときのみ被検体の断層画像を再構成するように構成されている。

具体的には、陽電子放出核種を含んだ放射性薬剤を被検体内に投与して、投与された被検体内から放出される511KeVの対消滅γ線を多数の検出素子（例えばシンチレータ）群からなる検出器で検出する。そして、２つの検出器で一定時間内にγ線を検出した場合に同時に検出したとして、それを一対の対消滅γ線として計数し、さらに対消滅発生地点を、検出した検出器対の直線上と特定する。このような同時計数情報を蓄積して再構成処理を行って、陽電子放出核種分布画像（すなわち断層画像）を得る。

ＰＥＴ装置で断層画像を取得する際には、被検体の心臓の動き（拡張・収縮）により体動が生じ、画像がぼけるという問題がある。そこで、呼吸ゲートや心電同期によって画像の位相分割を行い、同じ位相の投影データを収集して断層画像を求めることで、画像のぼけを防止することができる（例えば、特許文献１参照）。

特開平１−２９９４８９号公報

しかしながら、このような位相分割の場合には、次のような問題がある。すなわち、再構成においては、各位相毎のデータは画像再構成に必要な情報を完全に含んでいる必要がある。例えば、完全投影データを必要とする画像再構成（例えばフィルタード・バックプロジェクション（FBP: Filtered Back Projection）を用いたフェルドカンプ(Feldkamp)法など）では全投影角度方向のデータが必要である。

したがって、ＰＥＴ装置で得られたデータ（エミッションデータ）において位相分割を行うと、位相分割を行わない場合と比べると、投影データに欠けが生じて、各位相毎の投影データの統計精度が劣化してしまう。

また、ＰＥＴ装置単独以外に、ＰＥＴ装置とＸ線ＣＴ装置とを組み合わせた装置（「ＰＥＴ−ＣＴ装置」とも呼ばれる）や、放射線薬剤と同種の放射線を被検体の外部から照射する外部線源を備え、その外部線源で得られたデータ（トランスミッションデータ）を用いて吸収補正を行う装置がある。これらの装置の場合には、外部線源（ＰＥＴ−ＣＴ装置の場合にはＸ線管）を被検体の周囲を回転させて断層画像を得る際に、外部線源の回転位相と心臓の位相とが同期しない関係で、位相毎の投影データでは完全投影が得られない。また、ＰＥＴ装置単独の場合と同様に、位相分割を行わない場合と比べると、各位相毎の投影データの統計精度が劣化してしまう。

さらに、上述のトランスミッションデータを用いた吸収補正や、ＰＥＴ装置で得られた画像とＸ線ＣＴ装置で得られた画像とを重畳出力（重ね合わせ）する場合には、外部線源の回転位相と心臓の位相とが同期しない関係で、吸収補正や重ね合わせの対象となる両画像間で同期がとれない。したがって、体動によって補正精度が劣化する、あるいは重ね合わせ精度が劣化してしまう。以上をまとめると、これらの各装置で共通する問題点は、各位相毎の投影データでは、統計精度が劣化する点である。

この発明は、このような事情に鑑みてなされたものであって、画像のぼけを防止しつつ、統計精度の高い画像を取得することができる断層撮影装置を提供することを目的とする。

この発明は、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、この発明に係る断層撮影装置は、断層画像を取得することで断層撮影を行う断層撮影装置であって、
位相毎の投影データを取得する画像取得手段と、
その画像取得手段で取得された前記位相毎の投影データを加算する画像加算手段と、
その画像加算手段で加算された画像を再構成して断層画像を取得する再構成手段と、
その再構成手段で再構成された前記断層画像を初期画像として、前記画像取得手段で取得された前記位相毎の投影データに基づいて前記初期画像を更新して前記位相毎の断層画像を取得する画像更新手段と
を備えることを特徴とするものである。

［作用・効果］この発明に係る断層撮影装置によれば、位相毎の投影データを画像取得手段は取得し、その画像取得手段で取得された位相毎の投影データを画像加算手段は加算する。その画像加算手段で加算された画像を再構成手段は再構成して断層画像を取得し、その再構成手段で再構成された断層画像を初期画像として、画像取得手段で取得された位相毎の投影データに基づいて初期画像を画像更新手段は更新して最終的な（位相毎の）断層画像を取得する。位相毎の投影データを用いて更新を行うので、画像のぼけを防止することができる。一方、初期画像は加算された画像であるので、統計精度の高い画像であり、更新された断層画像も統計精度の高い画像となる。その結果、画像のぼけを防止しつつ、統計精度の高い画像を取得することができる。

上述した発明の一例は、上述の画像更新手段は、位相毎の投影データに基づいて初期画像を更新し、その更新された画像および位相毎の投影データに基づいて画像をさらに更新する処理を繰り返し行うことで、画像を逐次に近似して更新する逐次近似法を用いて断層画像を取得することである。このような逐次近似法を用いて各更新された画像および位相毎の投影データに基づいて画像を逐次に近似して更新することで、統計ノイズを低減させて収束させて、統計精度の高い画像を取得することができる。

上述した逐次近似法を用いる場合には、画像更新手段による逐次近似法で用いられる物理量を調整する物理量調整手段を備えるのが好ましい。逐次近似法の場合には、基となるデータが統計ノイズを含むときには、逐次近似法を行うことで、「リミットサイクル」と呼ばれる周期解に収束して、統計ノイズが大きくなるのみならず、周期的に変動する現象がある。その結果、基となる初期画像や位相毎の投影データよりもノイズが増幅する場合がある。そこで、画像更新手段による逐次近似法で用いられる物理量を物理量調整手段が調整することで、かかる現象を防止して、基となる初期画像や位相毎の投影データよりもノイズを低減させることができる。

ノイズを低減させるためには、上述の逐次近似法のときのみに限定されない。位相毎の投影データを平滑化処理する平滑化手段を備え、その平滑化手段で平滑化処理された位相毎の投影データに基づいて画像更新手段は更新してもよい。逐次近似法のときのみに限定されず、基となるデータ（特に位相毎の投影データ）がノイズを含むときには、そのデータに基づいて更新を行うことで、基となるデータよりもノイズが増幅する場合がある。体動による形状の変化量を抑えるために得られた位相毎の投影データは位相分割が行われているので投影データに欠けが生じた結果、統計ノイズ（すなわち高周波成分）が含まれていると仮定できるので、位相毎の投影データを平滑化処理して、その平滑化処理された位相毎の投影データに基づいて画像更新手段は更新することで、基となる初期画像や位相毎の投影データよりもノイズを低減させることができる。

上述したこれらの発明において、断層撮影装置の一例は、放射性薬剤が投与された被検体から発生した放射線に基づいて被検体の核医学用データを求める核医学診断装置であって、画像取得手段は、放射線に基づいて位相毎の投影データを取得する。また、断層撮影装置の他の一例は、放射性薬剤が投与された被検体から発生した放射線に基づいて被検体の核医学用データを求める核医学診断装置と、被検体の外部から放射線を照射する外部線源を備えた装置とを組み合わせた装置であって、画像取得手段は、放射性薬剤が投与された被検体から発生した放射線に基づいて位相毎の投影データを取得する。なお、断層撮影装置は、核医学診断装置や、核医学診断装置と他とを組み合わせた装置に限定されず、被検体の体軸の軸心周りに回転（断層面内に回転）して断層撮影（「トモグラフィ」とも呼ぶ）を行う装置や、被検体の体軸の軸心周り以外の方向に移動して断層撮影（「トモシンセシス」とも呼ぶ）を行う装置や、これらの装置と他とを組み合わせた装置であってもよい。また、断層撮影に用いられるのは、核医学診断装置で用いられる放射性薬剤からの放射線に限定されず、後述するＸ線ＣＴ装置で用いられるＸ線であってもよいし、Ｘ線以外の放射線であってもよいし、ＭＲＩ装置で用いられる電磁波であってもよいし、光であってもよい。

上述の核医学診断装置と外部線源を備えた装置とを組み合わせた装置の一例は、外部線源は、被検体の周囲を相対的に回転してＸ線を照射するＸ線照射源であって、外部線源を備えた装置は、上述のＸ線照射源を備えたＸ線ＣＴ装置である。また、核医学診断装置と外部線源を備えた装置とを組み合わせた装置の他の一例は、外部線源は、放射線薬剤と同種の放射線を被検体に照射することである。

核医学診断装置と外部線源を備えた装置とを組み合わせた装置において、核医学診断装置で得られた画像と、外部線源を備えた装置で得られた画像とを重畳出力する重畳出力手段を備えてもよい。この場合には、各位相毎の投影データが完全な投影データとして揃わない場合であったとしても、加算された画像を初期画像として更新を行うので、統計精度が高い画像が得られ、体動を考慮した画像を得ることができる。したがって、重畳出力（重ね合わせ）の対象となる両画像間でのズレが生じることなく、重ね合わせ精度が向上する。

また、核医学診断装置と外部線源を備えた装置とを組み合わせた装置において、核医学診断装置で得られた画像を、外部線源を備えた装置で得られた画像に基づいて補正する画像補正手段を備えてもよい。この場合においても、各位相毎の投影データが完全な投影データとして揃わない場合であったとしても、加算された画像を初期画像として更新を行うので、統計精度が高い画像が得られ、体動を考慮した画像を得ることができる。したがって、補正の対象・基となる両画像間でのズレが生じることなく、補正精度が向上する。

この発明に係る断層撮影装置によれば、位相毎の投影データを用いて更新を行うので、画像のぼけを防止することができ、初期画像は加算された画像であるので、統計精度の高い画像であり、更新された断層画像も統計精度の高い画像となる。その結果、画像のぼけを防止しつつ、統計精度の高い画像を取得することができる。

実施例１に係るＰＥＴ装置の側面図である。 実施例１に係るＰＥＴ装置のブロック図である。 γ線検出器の具体的構成の概略図である。 実施例１に係る一連の断層画像の取得の流れを示すフローチャートである。 （ａ）は、実施例１と比較のための従来の一連の断層画像の取得の流れを画像で模式化したチャートであり、（ｂ）は、実施例１に係る一連の断層画像の取得の流れを画像で模式化したチャートである。 画素とＬＯＲとの関係を模式的に示した図である。 サブＬＯＲを描画したときの図である。 実施例２に係るＰＥＴ−ＣＴ装置の側面図である。 実施例２に係るＰＥＴ−ＣＴ装置のブロック図である。 実施例３に係るトランスミッション型のＰＥＴ装置の側面図である。 実施例３に係るトランスミッション型のＰＥＴ装置のブロック図である。

以下、図面を参照してこの発明の実施例1を説明する。
図１は、実施例１に係るＰＥＴ装置の側面図であり、図２は、実施例１に係るＰＥＴ装置のブロック図である。本実施例１では、断層撮影装置として、核医学診断装置を例に採って説明するとともに、核医学診断装置として、ＰＥＴ (Positron Emission Tomography) 装置を例に採って説明する。

後述する実施例２、３も含めて、図１に示すように、本実施例１に係るＰＥＴ装置１は、水平姿勢の被検体Ｍを載置する天板２を備えている。この天板２は、上下に昇降移動、被検体Ｍの体軸に沿って平行移動するように構成されている。ＰＥＴ装置１は、天板２に載置された被検体Ｍを診断するＰＥＴ検出部３を備えている。その他に、被検体Ｍの呼吸を検出して呼吸信号を出力する呼吸信号センサ５１（図２を参照）を備えている。呼吸信号センサ５１については、必ずしもＰＥＴ装置１に備えられる必要はなく、ＰＥＴ装置１に対して着脱自在に構成して、普段はＰＥＴ装置１から外れる構成であってもよい。ＰＥＴ装置１は、この発明における核医学診断装置に相当し、この発明における断層撮影装置にも相当する。

ＰＥＴ検出部３は、開口部３１ａを有したガントリ３１と被検体Ｍから発生したγ線を検出するγ線検出器３２とを備えている。γ線検出器３２は、被検体Ｍの体軸周りを取り囲むようにしてリング状に配置されており、ガントリ３１内に埋設されている。γ線検出器３２は、シンチレータブロック３２ａとライトガイド３２ｂと光電子増倍管（ＰＭＴ）３２ｃ（図３を参照）とを備えている。シンチレータブロック３２ａは、複数個のシンチレータからなる。放射性薬剤が投与された被検体Ｍから発生したγ線をシンチレータブロック３２ａが光に変換して、変換されたその光をライトガイド３２ｂが案内して、光電子増倍管３２ｃが光電変換して電気信号に出力する。γ線検出器３２は、この発明における放射線検出手段に相当する。γ線検出器３２の具体的な構成については、図３で後述する。

続いて、ＰＥＴ装置１のブロック図について説明する。図２に示すように、ＰＥＴ装置１は、上述した天板２やＰＥＴ検出部３の他に、コンソール４を備えている。ＰＥＴ検出部３は、上述したガントリ３１やγ線検出器３２の他に、増幅器３３とＡＤ変換器３４と同時計数回路３５とを備えている。

コンソール４は、エミッションデータ収集部４１とエミッションデータ加算部４２とスムージング処理部４３と画像再構成部４４と緩和パラメータ調整部４５と画像更新部４６とメモリ部４７と入力部４８と出力部４９とコントローラ５０とを備えている。エミッションデータ収集部４１は、この発明における画像取得部に相当し、エミッションデータ加算部４２は、この発明における画像加算手段に相当し、スムージング処理部４３は、この発明における平滑化手段に相当し、画像再構成部４４は、この発明における再構成手段に相当し、緩和パラメータ調整部４５は、この発明における物理量調整手段に相当し、画像更新部４６は、この発明における画像更新手段に相当する。

増幅器３３は、γ線検出器３２で検出されて出力された電気信号を増幅させる。ＡＤ変換器３４は、増幅器３３で増幅された電気信号のアナログ値をディジタル値に変換してディジタル出力する。

同時計数回路３５は、γ線がγ線検出器３２で同時に検出（すなわち同時計数）されたか否かを判定する。同時計数回路３５で同時計数されたデータ（エミッションデータ）をコンソール４のエミッションデータ収集部４１に送り込む。

呼吸信号センサ５１は、被検体Ｍの鼻あるいは口周りに装着されるセンサで、被検体Ｍの呼吸運動に伴ってセンサ内の空気圧が変化すると、これを検知して電圧値に変換する。この変換された電圧値を呼吸信号（図５を参照）として出力して、コンソール４のエミッションデータ収集部４１に送り込む。

エミッションデータ収集部４１は、同時計数回路３５で同時計数されて収集されたエミッションデータを、呼吸信号センサ５１からの呼吸信号に同期したタイミングで取り出す。この取り出されたエミッションデータは位相毎の投影データとなる。エミッションデータ収集部４１は、位相毎の投影データをエミッションデータ加算部４２に送り込むとともに、スムージング処理部４３に送り込む。

エミッションデータ加算部４２は、位相毎の投影データ（エミッションデータ）を加算する。加算された画像を画像再構成部４４に送り込む。スムージング処理部４３は、位相毎の投影データ（エミッションデータ）のスムージングを行うことで平滑化処理を行う。スムージング後の位相毎の投影データを画像更新部４６に送り込む。

画像再構成部４４は、加算された画像を再構成して断層画像を生成する。再構成された断層画像を初期画像として、画像更新部４６に送り込む。緩和パラメータ調整部４５は、後述する逐次近似法で用いられる緩和パラメータλを調整し、調整された緩和パラメータを画像更新部４６に送り込む。

画像更新部４６は、エミッションデータ収集部４１で取得され、スムージング処理部４３でスムージングが行われた位相毎の投影データに基づいて、画像再構成部４４で再構成された初期画像を更新して断層画像を取得する。後述する実施例２、３も含めて、本実施例１では、画像更新部４６は、位相毎の投影データに基づいて初期画像を更新し、その更新された画像および位相毎の投影データに基づいて画像をさらに更新する処理を繰り返し行うことで、画像を逐次に近似して更新する逐次近似法を用いて断層画像を取得する。その逐次近似法を行う際に、緩和パラメータ調整部４５で調整された緩和パラメータλを用いることでノイズを低減させる。

メモリ部４７は、コントローラ５０を介して、ＰＥＴ検出部３で得られた各々のデータやエミッションデータ収集部４１で取得されたあるいはスムージング処理部４３でスムージングが行われた位相毎の投影データやエミッションデータ加算部４２で加算された画像や画像再構成部４４で再構成されたあるいは画像更新部４６で更新された断層画像や呼吸信号センサ５１で出力された呼吸信号などのデータを書き込んで記憶し、適宜必要に応じて読み出して、コントローラ５０を介して、各々のデータを出力部４９に送り込んで出力する。メモリ部４７は、ＲＯＭ（Read-only Memory）やＲＡＭ（Random-Access Memory）などに代表される記憶媒体で構成されている。

入力部４８は、オペレータが入力したデータや命令をコントローラ５０に送り込む。入力部４８は、マウスやキーボードやジョイスティックやトラックボールやタッチパネルなどに代表されるポインティングデバイスで構成されている。出力部４９は、モニタなどに代表される表示部やプリンタなどで構成されている。

コントローラ５０は、後述する実施例２、３も含めて、本実施例１に係るＰＥＴ装置１を構成する各部分を統括制御する。コントローラ５０は、中央演算処理装置（ＣＰＵ）などで構成されている。ＰＥＴ検出部３で得られた各々のデータやエミッションデータ収集部４１で取得されたあるいはスムージング処理部４３でスムージングが行われた位相毎の投影データやエミッションデータ加算部４２で加算された画像や画像再構成部４４で再構成されたあるいは画像更新部４６で更新された断層画像や呼吸信号センサ５１で出力された呼吸信号などのデータを、コントローラ５０を介して、メモリ部４７に書き込んで記憶、あるいは出力部４９に送り込んで出力する。出力部４９が表示部の場合には出力表示し、出力部４９がプリンタの場合には出力印刷する。

放射性薬剤が投与された被検体Ｍから発生したγ線をγ線検出器３２のうち該当するγ線検出器３２のシンチレータブロック３２ａ（図３を参照）が光に変換して、変換されたその光をγ線検出器３２の光電子増倍管３２ｃ（図３を参照）が光電変換して電気信号に出力する。その電気信号を画像情報（画素値）として同時計数回路３５とともに増幅器３３に送り込む。

具体的には、被検体Ｍに放射性薬剤を投与すると、ポジトロン放出型のＲＩのポジトロンが消滅することにより、２本のγ線が発生する。同時計数回路３５は、γ線検出器３２のシンチレータブロック３２ａ（図３を参照）の位置とγ線の入射タイミングとをチェックし、被検体Ｍを挟んで互いに対向位置にある２つのシンチレータブロック３２ａでγ線が同時に入射したとき（すなわち同時計数したとき）のみ、送り込まれた画像情報を適正なデータと判定する。一方のシンチレータブロック３２ａのみにγ線が入射したときには、同時計数回路３５は、ポジトロンの消滅により生じたγ線ではなくノイズとして扱い、そのときに送り込まれた画像情報もノイズと判定してそれを棄却する。

同時計数回路３５に送り込まれた画像情報を投影データ（エミッションデータ）として、エミッションデータ収集部４１に送り込む。エミッションデータ収集部４１は、呼吸信号センサ５１からの呼吸信号に同期したタイミングでエミッションデータを取り出すことで、位相毎の投影データを取得して、エミッションデータ加算部４２およびスムージング処理部４３に送り込む。エミッションデータ加算部４２は、位相毎の投影データを加算して画像再構成部４４に送り込む。スムージング処理部４３は、位相毎の投影データのスムージングを行い、スムージング後の位相毎の投影データを画像更新部４６に送り込む。

画像再構成部４４は、加算された画像を再構成して断層画像を生成し、再構成された断層画像を初期画像として、画像更新部４６に送り込む。画像更新部４６は、スムージング後の位相毎の投影データに基づいて、初期画像を更新して断層画像を取得する。画像更新部４６による逐次近似法の具体的な手法については、図４〜図７で詳しく後述する。

次に、本実施例１に係るγ線検出器３２の具体的な構成について、図３を参照して説明する。図３は、γ線検出器の具体的構成の概略図である。

γ線検出器３２は、深さ方向に減衰時間が互いに異なる検出素子であるシンチレータを複数組み合わせて構成されたシンチレータブロック３２ａと、シンチレータブロック３２ａに光学的に結合されたライトガイド３２ｂと、ライトガイド３２ｂに光学的に結合された光電子増倍管３２ｃとを備えて構成されている。シンチレータブロック３２ａ中の各シンチレータは、入射されたγ線によって発光して光に変換することでγ線を検出する。なお、シンチレータブロック３２ａについては、必ずしも深さ方向（図３ではｒ）に減衰時間が互いに異なるシンチレータを組み合わせる必要はない。また、深さ方向に２層のシンチレータを組み合わせたが、単層のシンチレータでシンチレータブロック３２ａを構成してもよい。

次に、逐次近似法およびそれによる画像の更新について、図４〜図７を参照して説明する。図４は、実施例１に係る一連の断層画像の取得の流れを示すフローチャートであり、図５（ａ）は、実施例１と比較のための従来の一連の断層画像の取得の流れを画像で模式化したチャートであり、図５（ｂ）は、実施例１に係る一連の断層画像の取得の流れを画像で模式化したチャートであり、図６は、画素とＬＯＲとの関係を模式的に示した図であり、図７は、サブＬＯＲを描画したときの図である。

（ステップＳ１）位相毎の投影データの取得
放射性薬剤が投与された被検体Ｍを天板２に載置して、被検体Ｍの鼻あるいは口周りに呼吸信号センサ５１を装着する。そして、放射性薬剤が投与された被検体Ｍから発生したγ線をγ線検出器３２が検出して、増幅器３３、ＡＤ変換器３４および同時計数回路３５を介して、投影データ（エミッションデータ）をエミッションデータ収集部４１に送り込む。ここでは、投影データ（エミッションデータ）として、縦軸を投影方向，横軸を画素としたサイノグラムのようなヒストグラムデータを例に採って説明する。ヒストグラムデータとは、所定の時間で積分されたデータである。これに対して、投影データ（エミッションデータ）として、リストデータを採用してもよい。リストデータとは、イベント毎のデータである。ここで、イベントとは、γ線を検出する事象を言う。

エミッションデータ収集部４１は、図５に示すように、呼吸信号センサ５１からの呼吸信号（図５では「体動位相」で表記）に同期したタイミングでエミッションデータを取り出すことで、位相毎の投影データを取得する。図５では、呼吸の周期を４分割して、位相１〜４とする（図５では「Phase 1」、「Phase 2」、「Phase 3」、「Phase 4」で表記）。

（ステップＳ２）スムージング処理
ステップＳ１で位相毎に投影データを取得したら、スムージング処理部４３は各位相毎の投影データのスムージングを行う。体動による形状の変化量を抑えるために得られた各位相毎の投影データは位相分割が行われているので投影データに欠けが生じた結果、統計ノイズ（すなわち高周波成分）を含んでいるので、例えば平滑化フィルタや窓関数等を用いることで、かかる統計ノイズ（高周波成分）を除去する。

（ステップＳ３）位相毎の投影データの加算
ステップＳ２での処理とは別に、位相毎の投影データを全て取得したら、エミッションデータ加算部４２は位相毎の投影データを加算する。加算された画像を、図５では「All」と表記する。

（ステップＳ４）画像の再構成
ステップＳ３で加算された画像を画像再構成部４４は再構成する。再構成処理については、周知のフィルタード・バックプロジェクション（FBP: Filtered Back Projection）（「フィルタ補正逆投影法」とも呼ばれる）を用いたフェルドカンプ(Feldkamp)法や、ここで述べる逐次近似法を行えばよい。本実施例１では、逐次近似法について詳しく述べる。

逐次近似法として、Nakamura T, Kudo H: Derivation and implementation of ordered-subsets algorithms for list-mode PET data, IEEE Nuclear Science Symposium Conference Record: 1950-1954, 2005や田中栄一， 「ＰＥＴ画像の再構成法の現状と展望」，日本放射線技術学会雑誌， 浜松ホトニクス株式会社， ｐ．７７１−７７７の文献を参照して、ＤＲＡＭＡ法(Dynamic Row-Action Maximum Likelihood Algorithm)を例に採って説明する。再構成される画素をｊ（ｊ＝０，１，…，Ｊ−１）とし、再構成される画素値をｘ_ｊとし、γ線検出器３２で同時計数されるLOR(Line Of Response)をＬＯＲ_ｉ（ｉ＝０，１，…，Ｉ−１）とする。ＬＯＲとは、同時計数する２つの検出器を結ぶ仮想上の直線のことである。したがって、画素ｊとＬＯＲとの関係は、図６、図７（ａ）に示す通りである。

また、画素ｊから放出されたγ線がＬＯＲ_ｉで検出される確率（「吸収確率」とも呼ばれる）をａ_ｉｊとする。吸収確率ａ_ｉｊは「システム行列」とも呼ばれ、ＰＥＴ装置１の検出特性を表す。対象となるＬＯＲ_ｉに対して（図７では一点鎖線で図示）に対して間隔ΔＬでＳ本のサブＬＯＲ（図７（ｂ）では二点鎖線で図示）を描いた図は、図７（ｂ）となる。このとき対象となるＬＯＲ_ｉも含めてＳ本のサブＬＯＲによって分割される微小領域の個数もＳとなる。なお、図７（ｂ）では、各々のサブＬＯＲを平行に図示したが、必ずしも平行である必要はない。また、サブＬＯＲは等間隔である必要はない。

ここで、視野内の位置ｒから放出されたγ線がｉ番目の投影データとなる確率は、「検出器応答関数(DRF: Detector Response Function)」と呼ばれ（図７（ｂ）では「DRF」で表記）、ｈ_ｉ（ｒ）で表す。シンチレータ素子の線減弱係数をμとし、シンチレータ素子Ａ内でのγ線の経路長をＤ_ｉＡとし、シンチレータ素子Ａへの入射前のシンチレータブロック３２ａ（図３を参照）内での経路長をＤ´_ｉＡとし、注目素子Ｂ内でのγ線の経路長をＤ_ｉＢとし、注目素子Ｂ内への入射前のシンチレータブロック３２ａ（図３を参照）内での経路長をＤ´_ｉＢとすると、ＤＲＦは、下記（１）式のように表される。

上記（１）式で求められたｈ_ｉ（ｒ）を、図７（ｂ）に示すように、ある微小領域ｓではｈ_ｉｓで表し、対象となるＬ_ｉも含めて各々のサブＬＯＲが画素ｊと交わる長さをｌ_ｊｓで表すと、システム行列中の要素（すなわち吸収確率ａ_ｉｊ）は、上述した長さｌ_ｊｓをＤＲＦ（ｈ_ｉｓ）で重み付けて足し合わせた下記（２）式で表される。

上記（２）式中のｈ_ｉｓ，ｌ_ｊｓの積（ｈ_ｉｓ・ｌ_ｊｓ）によって、γ線が検出器の微小領域ｓで検出される吸収確率ａ_ｉｊ ^（ｓ）は下記（３）式のように表される。

したがって、上記（２）式、（３）式をまとめると、吸収確率ａ_ｉｊ ^（ｓ）の和によってａ_ｉｊは下記（４）式のように表される。

上記（４）式を用いてａ_ｉｊ ^（ｓ）を加算していけば、システム行列中の要素であるａ_ｉｊを求めることができる。

画像再構成部４４は、このように求められたシステム行列に基づいて加算された画像（画素値）を用いてＤＲＡＭＡ法により再構成する。同時計数されたＬＯＲ_ｉをＭ個のサブセットＳ_ｍ（ｍ＝０，１，…，Ｍ−１）に分割する。各画素ｊに関し、ｎ回目（ｎ＝０，１，…）の反復におけるｍ番目のサブセットに対応する画素値更新が行われる直前，直後の画素値をそれぞれｘ_ｊ ^{（ｎ，ｍ）}，ｘ_ｊ ^{（ｎ，ｍ＋１）}とする。

偶発、散乱イベントや吸収の効果を無視した場合、画素値ｘ_ｊ ^{（ｎ，ｍ）}の更新式は下記（５）式のように表される。

なお、上記（５）式中のλ^{（ｎ，ｍ）}は緩和パラメータ(relaxation parameter)であり、上記（５）式中のＣ_ｊは規格化行列(normalization matrix)である。また、β_０は、下記（６）式のように表され、ノイズの伝搬が各近似内で一定になるように決められる。また、ｙ_ｉは、測定データであり、このステップＳ４（画像の再構成）ではステップＳ３で加算された投影データの画像（画素値）をｙ_ｉとして上記（５）式に代入し、後述するステップＳ５（画像の更新）では位相毎の投影データ（エミッションデータ）の画像（画素値）をｙ_ｉとして上記（５）式に代入する。

ここで、上記（６）式中のｇ（Δｍ）は任意の２つのサブセットのＬＯＲの幾何学的相関関数で、Δｍはその２つのサブセット番号の差である。β_０の実際の計算方法については文献（Tanaka E, Kudo H: Subset-dependent relaxation in block-iterative algorithms for image reconstruction in emission tomography. In: Phys Med Biol 48, 1405-1422, 2003）を参照されたい。

また、緩和パラメータλ（上記（５）式では「λ^{（ｎ，ｍ）}」）は、収束を制御する緩和係数であり、緩和パラメータが１に近いほど収束は速いが、データがノイズを含む場合には、周期的に変動する「リミットサイクル」現象が甚だしいので、０≦λ^{（ｎ，ｍ）}≦１の間を満たすように緩和パラメータを適当に選択する。また、後述するＲＡＭＬＡ法の場合には、適当な初期値から緩和パラメータλ（ＲＡＭＬＡ法ではλ^（ｎ））が徐々に小さくなるように選び、例えばλ^（ｎ）＝ａ／（ｎ／ｂ＋１）の式が用いられる。ただし、ａはλ^（ｎ）の初期値を決めるパラメータ、ｂはλ^（ｎ）の減少の度合いを決めるパラメータで、これらの値については経験的に決められる。

先ず、上記（４）式を用いて求められたａ_ｉｊを、考えられる全てのＬＯＲ_ｉで加算し、Σａ_ｉｊ（ｉ＝０，１，…までのａ_ｉｊの総和）を求める。Σａ_ｉｊは再構成された画像（再構成画像）と等しいサイズを持つ画像で、画素ｊがいずれかのＬＯＲ_ｉで検出される確率を表すので、「感度分布マップ」と呼ぶ。この感度分布マップを用いることで、上記（５）式中のＣ_ｊを求めることができる。

具体的には、初期画像であるｘ_ｊ ^{（０，０）}を適宜に設定する。初期画像ｘ_ｊ ^{（０，０）}については、例えば一様な画素値を有する画像であればよく、ｘ_ｊ ^{（０，０）}＞０とする。設定された初期画像ｘ_ｊ ^{（０，０）}と、上記（４）式を用いて求められたａ_ｉｊと、ステップＳ３で加算された投影データの画像（画素値）ｙ_ｉとを用いて、上記（５）式に繰り返し代入することで、ｘ_ｊ ^{（０，０）}，…，ｘ_ｊ ^{（０，Ｍ−１）}が逐次に求められ、最終的に求められたｘ_ｊ ^{（０，Ｍ−１）}をｘ_ｊ ^{（１，０）}とすることでｘ_ｊ ^{（１，０）}に繰り上げる。以下、同様に、ｘ_ｊを順に繰り上げる（ｘ_ｊ ^{（０，０）}，ｘ_ｊ ^{（１，０）}…，ｘ_ｊ ^{（ｎ，０）}）。反復を表すｎの回数については特に限定されず、適宜に設定すればよい。このように最終的に求められたｘ_ｊをそれに対応する画素ｊごとに並べることで、ステップＳ３で加算された画像を画像再構成部４４は再構成して断層画像を生成する。この再構成された断層画像を初期画像とする。

なお、システム行列に基づいた再構成については、上述したＤＲＡＭＡ法に限定されず、スタティックな（つまり静的な）ＲＡＭＬＡ法(Row-Action Maximum Likelihood Algorithm)でもよいし、ＭＬ−ＥＭ法(Maximum Likelihood Expectation Maximization)でもよいし、ＯＳＥＭ法(Ordered Subset ML-EM)でもよい。上記（５）式のような逐次近似式を用いた逐次近似法を用いて再構成するのが好ましい。ただし、緩和パラメータλを用いて、ノイズを低減させるのであれば、緩和パラメータを用いたＤＲＡＭＡ法あるいはＲＡＭＬＡ法を用いた逐次近似法を行って再構成するのがより好ましい。

ここまでの手法は、再構成の対象が従来の場合には位相毎の投影データであったのに対して、本実施例１の場合には加算された画像であるのを除けば、従来の画像の再構成手法と同じで、以降のステップＳ５での画像の更新が、この発明の特徴部分となる（図５（ｂ）を参照）。

（ステップＳ５）画像の更新
ステップＳ２でスムージングされたスムージング後の位相毎の投影データに基づいて、ステップＳ４で再構成された初期画像を画像更新部４６は更新して、最終的な断層画像を取得する。逐次近似法については、ステップＳ４での画像の再構成と同じ式（（１）式〜（６）式）を用いる。

ただし、上記（５）式に代入される測定データｙ_ｉが、上述のステップＳ４（画像の再構成）ではステップＳ３で加算された投影データの画像（画素値）であったのに対して、このステップＳ５（画像の更新）では位相毎の投影データ（エミッションデータ）の画像（画素値）となる。また、初期画像であるｘ_ｊ ^{（０，０）}が、上述のステップＳ４（画像の再構成）では、適宜に設定された画像（例えば一様な画素値を有する画像）であったのに対して、このステップＳ５（画像の更新）ではステップＳ４で再構成された初期画像となる。さらに、上記（５）式で用いられるサブセットＳ_ｍの個数Ｍは、全位相の個数に一致する。

具体的には、ステップＳ４で再構成された初期画像ｘ_ｊ ^{（０，０）}と、上記（４）式を用いて求められたａ_ｉｊと、ステップＳ２でスムージングされたスムージング後の位相毎の投影データ（画素値）ｙ_ｉとを用いて、上記（５）式に繰り返し代入することで、ｘ_ｊ ^{（０，０）}，…，ｘ_ｊ ^{（０，Ｍ−１）}が逐次に求められ、最終的に求められたｘ_ｊ ^{（０，Ｍ−１）}をｘ_ｊ ^{（１，０）}とすることでｘ_ｊ ^{（１，０）}に繰り上げる。以下、同様に、ｘ_ｊを順に繰り上げる（ｘ_ｊ ^{（０，０）}，ｘ_ｊ ^{（１，０）}…，ｘ_ｊ ^{（ｎ，０）}）。このとき、ｎ回目において逐次に求められるｘ_ｊ ^{（ｎ，０）}，…，ｘ_ｊ ^{（ｎ，Ｍ−１）}が、更新された各位相毎の画像（断層画像）となる。このようにして、画像更新部４６は更新して、最終的な断層画像を取得する。

上述の構成を備えた本実施例１に係るＰＥＴ装置１によれば、位相毎の投影データをエミッションデータ収集部４１は取得し、そのエミッションデータ収集部４１で取得された位相毎の投影データをエミッションデータ加算部４２は加算する。そのエミッションデータ加算部４２で加算された画像を画像再構成部４４は再構成して断層画像を取得し、その画像再構成部４４で再構成された断層画像を初期画像として、エミッションデータ収集部４１で取得された位相毎の投影データに基づいて初期画像を画像更新部４６は更新して最終的な（位相毎の）断層画像を取得する。位相毎の投影データを用いて更新を行うので、画像のぼけを防止することができる。一方、初期画像は加算された画像であるので、統計精度の高い画像であり、更新された断層画像も統計精度の高い画像となる。その結果、画像のぼけを防止しつつ、統計精度の高い画像を取得することができる。

本実施例１では、画像更新部４６は、位相毎の投影データに基づいて初期画像を更新し、その更新された画像および位相毎の投影データに基づいて画像をさらに更新する処理を繰り返し行うことで、画像を逐次に近似して更新する逐次近似法を用いて断層画像を取得している。このような逐次近似法を用いて各更新された画像および位相毎の投影データに基づいて画像を逐次に近似して更新することで、統計ノイズを低減させて収束させて、統計精度の高い画像を取得することができる。

上述した逐次近似法を用いる場合には、好ましくは、画像更新部４６による逐次近似法で用いられる物理量（本実施例１では緩和パラメータλ）を調整する物理量調整手段（本実施例１では緩和パラメータ調整部４５）を備えている。逐次近似法の場合には、基となるデータが統計ノイズを含むときには、逐次近似法を行うことで、「リミットサイクル」と呼ばれる周期解に収束して、統計ノイズが大きくなるのみならず、周期的に変動する現象がある。その結果、基となる初期画像や位相毎の投影データよりもノイズが増幅する場合がある。そこで、画像更新部４６による逐次近似法で用いられる物理量（緩和パラメータλ）を調整する物理量調整手段（緩和パラメータ調整部４５）が調整することで、かかる現象を防止して、基となる初期画像や位相毎の投影データよりもノイズを低減させることができる。

ノイズを低減させるためには、本実施例１では、緩和パラメータλを調整する以外に、位相毎の投影データを平滑化処理（スムージング処理）するスムージング処理部４３を備え、そのスムージング処理部４３でスムージングされた位相毎の投影データに基づいて画像更新部４６は更新している。逐次近似法のときのみに限定されず、基となるデータ（本実施例１では位相毎の投影データ）がノイズを含むときには、そのデータに基づいて更新を行うことで、基となるデータよりもノイズが増幅する場合がある。体動による形状の変化量を抑えるために得られた位相毎の投影データは位相分割が行われているので投影データに欠けが生じた結果、統計ノイズ（すなわち高周波成分）が含まれていると仮定できるので、位相毎の投影データをスムージング処理して、そのスムージングされた位相毎の投影データに基づいて画像更新部４６は更新することで、基となる初期画像や位相毎の投影データよりもノイズを低減させることができる。

本実施例１では、断層撮影装置として、放射性薬剤が投与された被検体Ｍから発生した放射線（特に本実施例１ではγ線）に基づいて被検体Ｍの核医学用データを求める核医学診断装置（特に本実施例１ではＰＥＴ装置１）を例に採って説明している。エミッションデータ収集部４１は、γ線に基づいて位相毎の投影データを取得している。

次に、図面を参照してこの発明の実施例２を説明する。
図８は、実施例２に係るＰＥＴ−ＣＴ装置の側面図であり、図９は、実施例２に係るＰＥＴ−ＣＴ装置のブロック図である。本実施例２では、断層撮影装置として、核医学診断装置と外部線源を備えた装置とを組み合わせた装置を例に採って説明するとともに、核医学診断装置として、ＰＥＴ (Positron Emission Tomography) 装置を例に採って説明し、外部線源を備えた装置として、Ｘ線ＣＴ装置を例に採って説明する。したがって、本実施例２では、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装置を例に採って説明する。

図８に示すように、本実施例２に係るＰＥＴ−ＣＴ装置１は、上述した実施例１と同様に、天板２とＰＥＴ検出部３とを備えている。本実施例２では、ＰＥＴ−ＣＴ装置１は、Ｘ線ＣＴ装置６を備えている。ＰＥＴ検出部３については、上述した実施例１と同じであるので、その説明を省略する。ＰＥＴ−ＣＴ装置１は、この発明における核医学診断装置と外部線源を備えた装置とを組み合わせた装置に相当し、この発明における断層撮影装置にも相当する。Ｘ線ＣＴ装置６は、この発明における外部線源を備えた装置に相当する。

Ｘ線ＣＴ装置６は、開口部６１ａを有したガントリ６１を備えている。ガントリ６１内には、被検体ＭにＸ線を照射するＸ線管６２と、被検体Ｍを透過したＸ線を検出するＸ線検出器６３とを配設している。Ｘ線管６２およびＸ線検出器６３が互いに対向位置になるようにそれぞれを配設しており、モータ（図示省略）の駆動によってガントリ６１内でＸ線管６２およびＸ線検出器６３を被検体Ｍの体軸の軸心周りに回転させる。本実施例２では、Ｘ線検出器６３としてフラットパネル型Ｘ線検出器（ＦＰＤ）を採用している。もちろん、フラットパネル型Ｘ線検出器（ＦＰＤ）以外のＸ線検出器を用いてもよい。Ｘ線管６２は、この発明における外部線源に相当し、この発明におけるＸ線照射源にも相当する。

図８（ａ）では、ＰＥＴ検出部３のガントリ３１とＸ線ＣＴ装置６のガントリ６１とを互いに別体としたが、図８（ｂ）に示すように、一体型に構成してもよい。

続いて、ＰＥＴ−ＣＴ装置１のブロック図について説明する。図９に示すように、ＰＥＴ−ＣＴ装置１は、上述した天板２やＰＥＴ検出部３の他に、コンソール４を備えている。ＰＥＴ検出部３およびコンソール４のブロック図については、ＣＴデータ収集部６４を除けば、上述した実施例１と同じであるので、その説明を省略する。

ＣＴデータ収集部６４は、Ｘ線検出器６３で検出されたＸ線に基づいて投影データをＣＴデータ（Ｘ線ＣＴ用のデータ）として収集する。上述した実施例１と同様に、ＣＴデータを、呼吸信号センサ５１からの呼吸信号に同期したタイミングで取り出す。この取り出されたＣＴデータも、エミッションデータ収集部４１で収集されたエミッションデータと同様に、位相毎の投影データとなる。ＣＴデータ収集部６４は、位相毎の投影データを画像再構成部４４に送り込むとともに、コントローラ５０を介して、画像更新部４６などに送り込む。

画像再構成部４４は、実施例１と同様のエミッションデータの再構成を行ってＰＥＴ画像の断層画像を取得するとともに、本実施例２では、ＣＴデータの再構成を行ってＣＴ画像の断層画像を取得する。ＣＴ画像の再構成処理についても、例えばフェルドカンプ(Feldkamp)法に示されるように特に限定されない。また、ＰＥＴ画像の断層画像を取得すべく再構成を行う際に、逐次近似法を採用する場合には、ＣＴデータを吸収確率ａ_ｉｊに作用させてから行ってもよい。この場合には、被検体Ｍの体内でのγ線の吸収を考慮した吸収補正が再構成とともに行われ、逐次近似法での再構成により取得されたＰＥＴ画像の断層画像も、被検体Ｍの体内でのγ線の吸収を考慮した吸収補正後のデータとして得られる。この場合には、画像再構成部４４は、この発明における画像補正手段に相当する。

本実施例２では、画像更新部４６は、位相毎の投影データに基づいて初期画像を更新して断層画像を取得する際に、逐次近似法を採用する場合には、逐次近似法を採用した画像再構成部４４の説明でも述べたのと同様の手法で、ＣＴデータを吸収確率ａ_ｉｊに作用させてから行ってもよい。この場合には、吸収補正が画像更新とともに行われ、逐次近似法での画像更新により取得されたＰＥＴ画像の断層画像も、被検体Ｍの体内でのγ線の吸収を考慮した吸収補正後のデータとして得られる。この場合には、画像更新部４６は、この発明における画像補正手段に相当する。

また、本実施例２では、出力部４９は、画像再構成部４４で再構成され画像更新部４６で更新されたＰＥＴ画像の断層画像を出力するとともに、画像再構成部４４で再構成されたＣＴ画像の断層画像も出力する。また、ＰＥＴ画像の断層画像とＣＴ画像の断層画像とを重畳出力することも可能である。本実施例２での出力部４９は、この発明における重畳出力手段に相当する。

実施例１でも述べたように、同時計数回路３５に送り込まれた画像情報を投影データ（エミッションデータ）として、エミッションデータ収集部４１に送り込み、呼吸信号センサ５１からの呼吸信号に同期したタイミングでエミッションデータを取り出すことで、位相毎の投影データを取得する。一方、Ｘ線管６２およびＸ線検出器６３を回転させながらＸ線管６２から被検体ＭにＸ線を照射して、被検体Ｍの外部から照射されて被検体Ｍを透過したＸ線をＸ線検出器６３が電気信号に変換することでＸ線を検出する。Ｘ線検出器６３で変換された電気信号を画像情報（画素値）としてＣＴデータ収集部６４に送り込む。ＣＴデータ収集部６４は、送り込まれた画像情報の分布をＸ線検出器６３の投影面に投影された投影データ（ＣＴデータ）として収集する。ＣＴデータ収集部６４は、呼吸信号センサ５１からの呼吸信号に同期したタイミングでＣＴデータを取り出すことで、位相毎の投影データを取得する。

上述の構成を備えた本実施例２に係るＰＥＴ−ＣＴ装置１によれば、上述した実施例１と同様に、位相毎の投影データを用いて更新を行うので、画像のぼけを防止することができ、初期画像は加算された画像であるので、統計精度の高い画像であり、更新された断層画像も統計精度の高い画像となる。その結果、画像のぼけを防止しつつ、統計精度の高い画像を取得することができる。

本実施例２では、放射性薬剤が投与された被検体Ｍから発生した放射線（特に本実施例２ではγ線）に基づいて被検体Ｍの核医学用データを求める核医学診断装置（本実施例２ではＰＥＴ装置）と、被検体Ｍの外部から放射線（本実施例２ではＸ線）を照射する外部線源（本実施例２ではＸ線管６２）を備えた装置（本実施例２ではＸ線ＣＴ装置６）とを組み合わせた装置（特に本実施例２ではＰＥＴ−ＣＴ装置１）を例に採って説明している。上述した実施例１と同様に、エミッションデータ収集部４１は、γ線に基づいて位相毎の投影データを取得している。

本実施例２では、核医学診断装置と外部線源を備えた装置とを組み合わせた装置として、外部線源は、被検体Ｍの周囲を相対的に回転してＸ線を照射するＸ線照射源（Ｘ線管６２）であって、外部線源を備えた装置は、上述のＸ線照射源を備えたＸ線ＣＴ装置６である。なお、本実施例２では、被検体Ｍを固定した状態で、Ｘ線管６２を回転（本実施例２では被検体Ｍの体軸の軸心周りの回転）させたが、天板２を回転させることで被検体Ｍを回転させて、Ｘ線管６２を固定させることで、Ｘ線管６２は、被検体Ｍの周囲を相対的に回転するようにしてもよい。また、被検体ＭおよびＸ線管６２をそれぞれ別の回転速度で回転させることで、Ｘ線管６２は、被検体Ｍの周囲を相対的に回転するようにしてもよい。

本実施例２では、核医学診断装置（本実施例２ではＰＥＴ装置）で得られた画像（本実施例２ではＰＥＴ画像の断層画像）と、外部線源（本実施例２ではＸ線管６２）を備えた装置（Ｘ線ＣＴ装置６）で得られた画像（本実施例２ではＣＴ画像の断層画像）とを出力部４９は重畳出力してもよい。この場合には、各位相毎の投影データが完全な投影データとして揃わない場合であったとしても、加算された画像を初期画像として更新を行うので、統計精度が高い画像が得られ、体動を考慮した画像を得ることができる。したがって、重畳出力（重ね合わせ）の対象となる両画像間でのズレが生じることなく、重ね合わせ精度が向上する。

本実施例２では、核医学診断装置（本実施例２ではＰＥＴ装置）で得られた画像（本実施例２ではＰＥＴ画像の断層画像）を、外部線源（本実施例２ではＸ線管６２）を備えた装置（本実施例２ではＸ線ＣＴ装置６）で得られた画像（本実施例２ではＣＴデータ）に基づいて画像再構成部４４あるいは画像更新部４６は補正してもよい。この場合においても、各位相毎の投影データが完全な投影データとして揃わない場合であったとしても、加算された画像を初期画像として更新を行うので、統計精度が高い画像が得られ、体動を考慮した画像を得ることができる。したがって、補正の対象・基となる両画像間でのズレが生じることなく、補正精度が向上する。

次に、図面を参照してこの発明の実施例３を説明する。
図１０は、実施例３に係るトランスミッション型のＰＥＴ装置の側面図であり、図１１は、実施例３に係るトランスミッション型のＰＥＴ装置のブロック図である。本実施例３では、断層撮影装置として、核医学診断装置と外部線源を備えた装置とを組み合わせた装置を例に採って説明するとともに、核医学診断装置として、ＰＥＴ (Positron Emission Tomography) 装置を例に採って説明し、外部線源を備えた装置として、トランスミッション装置を例に採って説明する。したがって、本実施例３では、断層撮影装置として、ＰＥＴ装置とトランスミッション装置とを組み合わせたトランスミッション型のＰＥＴ装置を例に採って説明する。

図１０に示すように、本実施例３に係るトランスミッション型のＰＥＴ装置１は、上述した実施例１、２と同様に、天板２とＰＥＴ検出部３とを備えている。本実施例３では、上述した実施例２のＸ線ＣＴ装置６の替わりにトランスミッション装置７を備えている。ＰＥＴ検出部３については、上述した実施例１、２と同じであるので、その説明を省略する。トランスミッション型のＰＥＴ装置１は、この発明における核医学診断装置と外部線源を備えた装置とを組み合わせた装置に相当し、この発明における断層撮影装置にも相当する。トランスミッション装置７は、この発明における外部線源を備えた装置に相当する。

トランスミッション装置７は、開口部７１ａを有したガントリ７１を備えている。ガントリ７１内には、被検体Ｍに投与する放射性薬剤、すなわち放射性同位元素（ＲＩ）と同種の放射線（本実施例３ではγ線）を照射させる線源７２と、被検体Ｍを透過したγ線を検出するトランスミッション検出器７３とを配設している。モータ（図示省略）の駆動によってガントリ７１内で線源７２を被検体Ｍの体軸の軸心周りに回転させる。トランスミッション検出器７３については被検体Ｍの体軸の軸心周りにリング状に配設しており、静止させている。もちろん、線源７２と同様に、トランスミッション検出器７３を被検体Ｍの体軸の軸心周りに回転させてもよい。線源７２は、この発明における外部線源に相当する。

図１０（ａ）では、ＰＥＴ装置３のガントリ３１とトランスミッション装置７のガントリ７１とを互いに別体としたが、上述した実施例２と同様に、図１０（ｂ）に示すように、一体型に構成してもよい。

続いて、トランスミッション型のＰＥＴ装置１のブロック図について説明する。図１１に示すように、トランスミッション型のＰＥＴ装置１は、上述した天板２やＰＥＴ検出部３やトランスミッション装置７の他に、コンソール４を備えている。ＰＥＴ検出部３およびコンソール４のブロック図については、トランスミッションデータ収集部７４を除けば、上述した実施例１、２と同じであるので、その説明を省略する。

トランスミッションデータ収集部７４は、トランスミッション検出器７３で検出されたγ線に基づいてγ線吸収係数の分布データをトランスミッションデータ（吸収補正データ）として収集する。上述した実施例１、２と同様に、トランスミッションデータを、呼吸信号センサ５１からの呼吸信号に同期したタイミングで取り出す。この取り出されたトランスミッションデータも、エミッションデータ収集部４１で収集されたエミッションデータや実施例２においてＣＴデータ収集部６４で収集されたＣＴデータと同様に、位相毎の投影データとなる。トランスミッションデータ収集部７４は、位相毎の投影データを画像再構成部４４に送り込むとともに、コントローラ５０を介して、画像更新部４６などに送り込む。

画像再構成部４４は、実施例１、２と同様のエミッションデータの再構成を行ってＰＥＴ画像の断層画像を取得する。また、ＰＥＴ画像の断層画像を取得すべく再構成を行う際に、逐次近似法を採用する場合には、トランスミッションデータを吸収確率ａ_ｉｊに作用させてから行ってもよい。この場合には、被検体Ｍの体内でのγ線の吸収を考慮した吸収補正が再構成とともに行われ、逐次近似法での再構成により取得されたＰＥＴ画像の断層画像も、被検体Ｍの体内でのγ線の吸収を考慮した吸収補正後のデータとして得られる。この場合には、画像再構成部４４は、この発明における画像補正手段に相当する。

本実施例３では、画像更新部４６は、位相毎の投影データに基づいて初期画像を更新して断層画像を取得する際に、逐次近似法を採用する場合には、逐次近似法を採用した画像再構成部４４の説明でも述べたのと同様の手法で、トランスミッションデータを吸収確率ａ_ｉｊに作用させてから行ってもよい。この場合には、吸収補正が画像更新とともに行われ、逐次近似法での画像更新により取得されたＰＥＴ画像の断層画像も、被検体Ｍの体内でのγ線の吸収を考慮した吸収補正後のデータとして得られる。この場合には、画像更新部４６は、この発明における画像補正手段に相当する。

実施例１、２でも述べたように、同時計数回路３５に送り込まれた画像情報を投影データ（エミッションデータ）として、エミッションデータ収集部４１に送り込み、呼吸信号センサ５１からの呼吸信号に同期したタイミングでエミッションデータを取り出すことで、位相毎の投影データを取得する。一方、線源７２を回転させながら線源７２から被検体Ｍにγ線を照射して、被検体Ｍの外部から照射されて被検体Ｍを透過したγ線をトランスミッション検出器７３が電気信号に変換することでγ線を検出する。トランスミッション検出器７３で変換された電気信号を画像情報（画素値）としてトランスミッションデータ収集部７４に送り込む。トランスミッションデータ収集部７４は、送り込まれた画像情報に基づいてトランスミッションデータ（吸収補正データ）を求める。トランスミッションデータ収集部７４は、γ線またはＸ線の吸収係数とエネルギとの関係を表す演算を利用することで、ＣＴ用の投影データ、すなわちＸ線吸収係数の分布データをγ線吸収係数の分布データに変換して、γ線吸収係数の分布データをトランスミッションデータ（吸収補正データ）として収集する。トランスミッションデータ収集部７４は、呼吸信号センサ５１からの呼吸信号に同期したタイミングでトランスミッションデータを取り出すことで、位相毎の投影データを取得する。

上述の構成を備えた本実施例３に係るトランスミッション型のＰＥＴ装置１によれば、上述した実施例１と同様に、位相毎の投影データを用いて更新を行うので、画像のぼけを防止することができ、初期画像は加算された画像であるので、統計精度の高い画像であり、更新された断層画像も統計精度の高い画像となる。その結果、画像のぼけを防止しつつ、統計精度の高い画像を取得することができる。

本実施例３では、放射性薬剤が投与された被検体Ｍから発生した放射線（特に本実施例３ではγ線）に基づいて被検体Ｍの核医学用データを求める核医学診断装置（本実施例３ではＰＥＴ装置）と、被検体Ｍの外部から放射線（本実施例３ではγ線）を照射する外部線源（本実施例３では線源７２）を備えた装置（本実施例３ではトランスミッション装置７）とを組み合わせた装置（特に本実施例３ではトランスミッション型のＰＥＴ装置１）を例に採って説明している。上述した実施例１、２と同様に、エミッションデータ収集部４１は、γ線に基づいて位相毎の投影データを取得している。

本実施例３では、核医学診断装置と外部線源を備えた装置とを組み合わせた装置として、外部線源（本実施例３では線源７２）は、放射線薬剤と同種の放射線（本実施例３ではγ線）を被検体Ｍに照射している。

本実施例３では、核医学診断装置（本実施例３ではＰＥＴ装置）で得られた画像（本実施例３ではＰＥＴ画像の断層画像）を、外部線源（本実施例３では線源７２）を備えた装置（本実施例３ではトランスミッション装置７）で得られた画像（本実施例３ではトランスミッションデータ）に基づいて画像再構成部４４あるいは画像更新部４６は補正してもよい。この場合においても、各位相毎の投影データが完全な投影データとして揃わない場合であったとしても、加算された画像を初期画像として更新を行うので、統計精度が高い画像が得られ、体動を考慮した画像を得ることができる。したがって、補正の対象・基となる両画像間でのズレが生じることなく、補正精度が向上する。

この発明は、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。

（１）上述した各実施例では、ＰＥＴ装置単独あるいはＰＥＴ装置と外部線源を備えた装置（実施例２ではＸ線ＣＴ装置６、実施例３ではトランスミッション装置７）とを組み合わせた装置を例に採って説明したが、この発明は、単一のγ線を検出して被検体の断層画像を再構成するＳＰＥＣＴ（Single Photon Emission CT）装置単独あるいはＳＰＥＣＴ装置と外部線源を備えた装置とを組み合わせた装置などにも適用することができる。このように、ＰＥＴ装置以外の核医学診断装置単独あるいはＰＥＴ装置以外の核医学診断装置と外部線源を備えた装置とを組み合わせた装置などにも適用することができる。

（２）上述した実施例２、３では、核医学診断装置（実施例２、３ではＰＥＴ装置）と外部線源を備えた装置（実施例２ではＸ線ＣＴ装置６、実施例３ではトランスミッション装置７）とを組み合わせた装置を例に採って説明したが、核医学診断装置との組み合わせの装置は、外部線源を備えた装置に限定されない。例えば、核医学診断装置とＭＲＩ装置とを組み合わせた装置に適用してもよい。このように、核医学診断装置と外部線源を備えた装置以外の他の装置とを組み合わせた装置に適用してもよい。

（３）上述した各実施例では、核医学診断装置（実施例１ではＰＥＴ装置）単独あるいは核医学診断装置（実施例２、３ではＰＥＴ装置）と外部線源を備えた装置（実施例２ではＸ線ＣＴ装置６、実施例３ではトランスミッション装置７）とを組み合わせた装置を例に採って説明したが、核医学診断装置や、核医学診断装置と他とを組み合わせた装置に限定されない。被検体の体軸の軸心周りに回転（断層面内に回転）して断層撮影（「トモグラフィ」とも呼ぶ）を行う装置や、被検体の体軸の軸心周り以外の方向に移動して断層撮影（「トモシンセシス」とも呼ぶ）を行う装置や、これらの装置と他とを組み合わせた装置に適用してもよい。

（４）上述した各実施例では、放射線としてγ線を例に採って説明したが、γ線以外（α線やβ線）の放射線を用いた核医学診断に用いることもできる。また、上述したＸ線ＣＴ装置で用いられるＸ線であってもよいし、Ｘ線以外の放射線であってもよいし、ＭＲＩ装置で用いられる電磁波であってもよいし、光であってもよい。

（５）上述した各実施例では、画像更新手段（各実施例では画像更新部４６）による逐次近似法で用いられる物理量として、緩和パラメータλを例に採って説明したが、必ずしも緩和パラメータλに限定されない。上記（５）式中の規格化行列Ｃ_ｊやβ_０も収束に関係するので、それらの値を物理量として採用して調整してもよい。

（６）上述した各実施例では、画像更新手段（各実施例では画像更新部４６）による逐次近似法で用いられる物理量（各実施例では緩和パラメータλ）を調整する物理量調整手段（各実施例では緩和パラメータ調整部４５）を備えたが、周期的に変動しない、あるいは周期的に変動するのを考慮しないのであれば、必ずしも物理量を調整する必要はない。また、同じ逐次近似法でも緩和パラメータを用いないＭＬ−ＥＭ法やＯＳＥＭ法を適用してもよい。

（７）上述した各実施例では、位相毎の投影データを平滑化処理（スムージング処理）する平滑化手段（各実施例ではスムージング処理部４３）を備えたが、無視できるほどのノイズ、あるいはノイズを考慮しないのであれば、必ずしも平滑化処理を行う必要はない。

（８）上述した各実施例では、呼吸ゲートによって画像の位相分割を行ったが、心電同期によって画像の位相分割を行ってもよい。

１ … ＰＥＴ装置、ＰＥＴ−ＣＴ装置、トランスミッション型のＰＥＴ装置
６ … Ｘ線ＣＴ装置
７ … トランスミッション装置
３２ … γ線検出器
４１ … エミッションデータ収集部
４２ … エミッションデータ加算部
４３ … スムージング処理部
４４ … 画像再構成部
４５ … 緩和パラメータ調整部
４６ … 画像更新部
４９ … 重畳出力手段
６２ … Ｘ線管
７２ … 線源

Claims (10)

1. 断層画像を取得することで断層撮影を行う断層撮影装置であって、
   位相毎の投影データを取得する画像取得手段と、
   その画像取得手段で取得された前記位相毎の投影データを加算する画像加算手段と、
   その画像加算手段で加算された画像を再構成して断層画像を取得する再構成手段と、
   その再構成手段で再構成された前記断層画像を初期画像として、前記画像取得手段で取得された前記位相毎の投影データに基づいて前記初期画像を更新して前記位相毎の断層画像を取得する画像更新手段と
   を備えることを特徴とする断層撮影装置。
2. 請求項１に記載の断層撮影装置において、
   前記画像更新手段は、前記位相毎の投影データに基づいて前記初期画像を更新し、その更新された画像および前記位相毎の投影データに基づいて画像をさらに更新する処理を繰り返し行うことで、画像を逐次に近似して更新する逐次近似法を用いて断層画像を取得することを特徴とする断層撮影装置。
3. 請求項２に記載の断層撮影装置において、
   前記画像更新手段による前記逐次近似法で用いられる物理量を調整する物理量調整手段を備えることを特徴とする断層撮影装置。
4. 請求項１から請求項３のいずれかに断層撮影装置において、
   前記位相毎の投影データを平滑化処理する平滑化手段を備え、
   その平滑化手段で平滑化処理された位相毎の投影データに基づいて前記画像更新手段は更新することを特徴とする断層撮影装置。
5. 請求項１から請求項４のいずれかに記載の断層撮影装置において、
   前記装置は、放射性薬剤が投与された被検体から発生した放射線に基づいて被検体の核医学用データを求める核医学診断装置であって、
   前記画像取得手段は、前記放射線に基づいて前記位相毎の投影データを取得することを特徴とする断層撮影装置。
6. 請求項１から請求項４のいずれかに記載の断層撮影装置において、
   前記装置は、放射性薬剤が投与された被検体から発生した放射線に基づいて被検体の核医学用データを求める核医学診断装置と、前記被検体の外部から放射線を照射する外部線源を備えた装置とを組み合わせた装置であって、
   前記画像取得手段は、前記放射性薬剤が投与された被検体から発生した放射線に基づいて前記位相毎の投影データを取得することを特徴とする断層撮影装置。
7. 請求項６に記載の断層撮影装置において、
   前記外部線源は、前記被検体の周囲を相対的に回転して前記Ｘ線を照射するＸ線照射源であって、
   前記外部線源を備えた装置は、前記Ｘ線照射源を備えたＸ線ＣＴ装置であることを特徴とする断層撮影装置。
8. 請求項６に記載の断層撮影装置において、
   前記外部線源は、前記放射線薬剤と同種の放射線を前記被検体に照射することを特徴とする断層撮影装置。
9. 請求項６から請求項８のいずれかに記載の断層撮影装置において、
   前記核医学診断装置で得られた画像と、前記外部線源を備えた装置で得られた画像とを重畳出力する重畳出力手段を備えることを特徴とする断層撮影装置。
10. 請求項６から請求項９のいずれかに記載の断層撮影装置において、
    前記核医学診断装置で得られた画像を、前記外部線源を備えた装置で得られた画像に基づいて補正する画像補正手段を備えることを特徴とする断層撮影装置。

Images