JP2005058428A - 病巣位置特定システム及び放射線検査装置 - Google Patents
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Abstract
【課題】 生体構造画像の空間分解能が劣る場合において、必要となる空間分解能を得られるようにする。
【解決手段】 ＰＥＴ−Ｘ線ＣＴ検査装置を用いて低空間分解能画像のＸ線ＣＴ像（ａ）を得る。また、ＰＥＴ−Ｘ線ＣＴ検査装置を用いてＰＥＴ像（ｂ）を得る。さらに、別のＸ線ＣＴ検査装置を用いて高空間分解能画像のＸ線ＣＴ像（ｃ）を得る。そして、Ｘ線ＣＴ像（ｃ）を用いて低空間分解能画像であるＸ線ＣＴ像（ａ）を補正し、高空間分解能画像であるＸ線ＣＴ像（ｄ）を得る。Ｘ線ＣＴ像（ｄ）は、ＰＥＴ像（ｂ）との位置関係がわかっているため、（ｅ）のようにＰＥＴ像（ｂ）とＸ線ＣＴ像（ｄ）とを簡単に画像合成することができる。
【選択図】 図６
【解決手段】 ＰＥＴ−Ｘ線ＣＴ検査装置を用いて低空間分解能画像のＸ線ＣＴ像（ａ）を得る。また、ＰＥＴ−Ｘ線ＣＴ検査装置を用いてＰＥＴ像（ｂ）を得る。さらに、別のＸ線ＣＴ検査装置を用いて高空間分解能画像のＸ線ＣＴ像（ｃ）を得る。そして、Ｘ線ＣＴ像（ｃ）を用いて低空間分解能画像であるＸ線ＣＴ像（ａ）を補正し、高空間分解能画像であるＸ線ＣＴ像（ｄ）を得る。Ｘ線ＣＴ像（ｄ）は、ＰＥＴ像（ｂ）との位置関係がわかっているため、（ｅ）のようにＰＥＴ像（ｂ）とＸ線ＣＴ像（ｄ）とを簡単に画像合成することができる。
【選択図】 図６
Description
本発明は、Ｘ線ＣＴ検査装置、ＰＥＴ検査装置、ＳＰＥＣＴ検査装置等を用いた病巣位置特定システム及び放射線検査装置に関する。
被検体の体内の生体機能、生体構造を無侵襲で撮像する技術として、放射線を用いた検査がある。放射線検査装置の代表的なものとして、Ｘ線ＣＴ、ＭＲＩ，ＰＥＴ、ＳＰＥＣＴなどがある。
Ｘ線ＣＴはＸ線源から放出された放射線を被検体に照射し、その被検体の体内における放射線の透過率から体内の生体構造を撮像する方法である。体内を透過したＸ線の強度を放射線検出素子で検出することにより、Ｘ線源と放射線検出素子との間の線減弱係数が求まる。この線減弱係数を非特許文献１に記載されているフィルタードバックプロジェクション法（Filtered Back Projection Method）などを用いて各ボクセルの線減弱係数を求め、その値をＣＴ値に変換する。Ｘ線ＣＴによく用いられる線源は約８０ｋｅＶ前後である。
ＭＲＩ（磁気共鳴診断）は、永久磁石や電磁石などの磁石とラジオ波により体内の生体構造を撮像する方法である。陽子数、あるいは中性子数が奇数である元素は固有の磁気モーメントを持ち、外部の静磁場による共鳴現象を起こす。外部の磁場に対して最大の感度を示すのは水素原子であり、人間の体内には水や水素原子を持つ有機分子など、多くの水素分子が存在する。そこで強い磁場中に被検体を配置し、水素元素のスピン方向が一定の方向に揃った状態で特定の周波数のラジオ波を照射する。すると、ラジオ波と水素元素が共鳴して電磁波を発生する。この電磁波をコイルで受信してコンピュータ処理を行うことにより、水素原子の体内分布像が得られる。これをＭＲＩ像という。
ＰＥＴ検査は陽電子放出核種を薬剤に付与して被検体に投与し、薬剤がどの部位で多く消費されているかを調べる方法である。ＰＥＴ用薬剤から放出された陽電子が、付近の電子と結合して陽電子消滅し、５１１ｋｅＶのエネルギーを有する一対のガンマ線を放射する。それらのガンマ線は、互いに正反対の方向に放射されるので、それらの対ガンマ線をガンマ線検出器で検知すれば、どの対の検出素子の間で陽電子が放出されたかがわかる。それらの多数の対ガンマ線を検知することで、薬剤を多く消費する場所がわかる。そして、例えば薬剤として糖を用いた場合、糖代謝の激しい癌病巣を発見することが可能である。なお、得られたデータは、前記フィルタードバックプロジェクションなどの方法により各ボクセルのデータに変換する。
ＳＰＥＣＴは、シングルフォトン放出核種を含む放射性薬剤を被検体に投与し、核種から放出されるガンマ線をガンマ線検出器で検出する。ＳＰＥＣＴによる検査時によく用いられるシングルフォトン放出核種から放出されるガンマ線のエネルギーは数１００ｋｅＶ前後である。ＳＰＥＣＴの場合、単一ガンマ線が放出されるため、検出素子に入射した角度が得られない。そこで、コリメータを用いて特定の角度から入射するガンマ線のみを検出することにより角度情報を得ている。ＳＰＥＣＴは、特定の腫瘍や分子に集積する性質を有する物質、及びシングルフォトン放出核種（99Ｔｃ、67Ｇａ、201Ｔｌ等）を含む放射性薬剤を被検体に投与し、放射性薬剤より発生するガンマ線を検知して放射性薬剤を多く消費する場所を特定する検査方法である。ＳＰＥＣＴの場合も、得られたデータはフィルタードバックプロジェクションなどの方法により各ボクセルのデータに変換する。なお、ＳＰＥＣＴでもトランスミッション像を撮影することがしばしばある。ＳＰＥＣＴに用いられる99Ｔｃ、67Ｇａ、201Ｔｌは、ＰＥＴに用いられる放射性同位元素の半減期よりも長く６時間から３日である。
従来は、それぞれの検査が独立に行われていたが、最近では例えば特許文献１に記載のようにＸ線ＣＴ検査とＰＥＴ検査を連続して行うことが可能な装置が製品化されている。
また、特許文献２のように、ＰＥＴ画像やＳＰＥＣＴ画像のような生体機能画像と骨シンチのような生体構造の判別可能なＳＰＥＣＴ画像やＳＰＴＣＴ画像が同時に得られているときに、他の画像と合わせる手法が検討されている。
特開２００３−７９６１４号（段落００２７、００２８、図１）
特開平９−１３３７７１号（段落００１１、００１２、図２〜図５）
アイ・イー・イー・イー トランザクション オン ニュークリア サイエンス（IEEE Transaction on Nuclear Science） ＮＳ−２１巻の２１頁
現在、Ｘ線ＣＴ検査やＰＥＴ検査はほとんどの場合別々に行われているが、先に示したようにＸ線ＣＴ検査とＰＥＴ検査を連続して行う検査装置や、特許文献１のように生体構造画像と生体機能画像を同時に撮像する装置も登場している。しかし、装置によっては、装置構成上の問題などから生体構造画像の空間分解能が、必要とされる空間分解能に比べて劣る場合があるという問題がある。
また、特許文献２のように、ＰＥＴ画像やＳＰＥＣＴ画像のような生体機能画像と骨シンチレーションのような生体構造の判別可能なＳＰＥＣＴ画像やＳＰＴＣＴ画像が同時に得られているときに、他の画像と合わせる場合には、２つの問題が存在する。
一つは、計算量が非常に多いことである。まず、生体機能画像と生体構造画像のマッチングを求めて、次に、生体機能画像とマッチングした生体構造画像と、この生体構造画像とは異なる生体構造画像間のマッチングを求める。その後、それらの生体構造画像のマッチングから生体機能画像と異なる生体構造画像の間のマッチングを求めるが、この計算は、通常それぞれのマッチングが非線形変換であるため、非常に煩雑な計算となる。そのため、計算に多大な時間を要するという問題がある。
二つは、データ量の増大がある。ユーザーが結合する画像の空間分解能ほどの画像を必要としない場合には、データが冗長となりＨＤＤなどのストレージを圧迫するという問題がある。
そこで、本発明では、前記した問題を解決し、生体構造画像の空間分解能が劣る場合において、必要となる空間分解能を得るための病巣位置特定システム及び放射線検査装置を提供することを目的とする。
多くの病院で複数のモダリティによる検査が行われているため、過去、もしくはそのときに別に撮像した患者のＸ線ＣＴデータやＭＲＩデータが存在する。また、同一のモダリティの場合、位置関係の把握は非常に容易である。本発明はそれらの点に着目し、別撮像された被検体のＸ線ＣＴやＭＲＩの検査で得られた情報を用いて同時撮像されたＸ線ＣＴ像やＭＲＩ像を補正する。つまり、同一モダリティであるため、位置合わせさえ行えば、それらの情報を用いて現在得ている情報を補正することは容易である。
さらに、本発明では画像の位置合わせをより速く、かつ、高機能に行う方法を提供する。例えば、前記特許文献２のように、ＰＥＴ画像やＳＰＥＣＴ画像のような生体機能画像と骨シンチレーションのような生体構造の判別可能なＳＰＥＣＴ画像やＳＰＴＣＴ画像が同時に得られているときに、他の画像と合わせる手法が存在する。しかし、この方法には前記したような２つの問題が存在する。
そこで、本発明では画像の位置合わせの手法についても工夫を行った。本発明における位置合わせでは、同時、もしくは連続に撮影された画像を基準として、位置合わせを行う。つまり、生体機能画像から、別撮像した生体構造画像へのマッピング変換を求めるのではなく、生体機能画像と、同一撮像した生体構造画像への画像合成を行う段階と、生体構造画像間を補完作業により補正する段階によって位置合わせを行う。この方法の利点は２つある。１つ目は生体機能画像と異なる生体構造画像の間のマッチングを求める必要がないため、非線形変換同士を結合する煩雑な計算が必要ない。さらに、生体構造画像間の補完作業の段階において、生体構造画像間の補完部分、補完後画像の空間分解能を変化させることが可能である。つまり、高精度画像と低精度画像を用いて補完を行う場合、その中間の空間分解能の画像も得ることが可能である上に、それらを画像全体に適用することも、画像の一部のみに適用することも可能である。これは、画像サイズを低減できるメリットがある。
次に、生体構造画像と生体機能画像の同時撮像による像と、別撮像された生体構造画像が得られたとして簡単な手順を説明する。ここで、生体構造画像はＸ線ＣＴ像、生体機能画像はＰＥＴ像とし、高分解能Ｘ線ＣＴ検査装置とＸ線ＣＴとＰＥＴ同時撮像装置があり、Ｘ線ＣＴとＰＥＴを同時撮像した結果と、別に撮像した高分解能Ｘ線ＣＴ像が得られているとする。
まず、Ｘ線ＣＴ検査装置から得られたＸ線ＣＴ像と、ＰＥＴと同時撮像可能な装置から得られたＸ線ＣＴ像とをＸ線ＣＴ像位置合わせ用コンピュータで比較し、両者の位置関係を明らかにする。このとき、必要に応じて非線形変換を行う。また、必要に応じて非線形変換を行う。次に、高分解能Ｘ線ＣＴ像を用いて、同時撮像したＸ線ＣＴ像の補正を行う。これは先に求めた位置関係を用いて、高分解能Ｘ線ＣＴ像のボクセルサイズに必要な部分のデータを変換する。最後に、得られたＸ線ＣＴ補正像とＰＥＴ像をディスプレイに表示する。このとき同時撮像による既知の位置関係を用いて、ＰＥＴ像とＸ線ＣＴ像とを重ね合わせて表示してもよいし、位置関係対応がわかる形で並べて表示してもよい。
本発明により、生体機能画像の病巣位置を知るのに必要な生体構造画像の精度を少ないデータ量で得ることが可能となり、生体機能画像関心領域の詳細位置の特定を容易に行うことができる。
（第１の実施の形態）
本発明の第１の実施の形態を図１ないし図８を用いて示す。図１はＸ線ＣＴ検査装置であり、図２はＸ線ＣＴ検査装置の断面図である。図３及び図４はＰＥＴ−Ｘ線ＣＴ検査装置である。
本発明の第１の実施の形態を図１ないし図８を用いて示す。図１はＸ線ＣＴ検査装置であり、図２はＸ線ＣＴ検査装置の断面図である。図３及び図４はＰＥＴ−Ｘ線ＣＴ検査装置である。
本実施の形態は、生体機能検査装置及び第１の生体構造検査装置であるＰＥＴ−Ｘ線ＣＴ検査装置Ｂ（図３参照）と、第２の生体構造検査装置であるＸ線ＣＴ検査装置Ａ（図１参照）を用いて被検体３５の病巣位置を特定する病巣位置特定システムを構成する。
まず、図１に示すように、本実施の形態に係るＸ線ＣＴ検査装置Ａは、Ｘ線ＣＴ撮像装置１ａ、被検体保持装置１４ａ、断層像作成装置３８ａ及び表示装置２９ａを備えている。断層像作成装置３８ａは、コンピュータ２７ａ（例えば、ワークステーション）及び記憶装置２８ａを有する。被検体保持装置１４ａは、支持部材１５ａと、支持部材１５ａの上端部に長手方向に移動可能に取り付けられたベッド１６ａとを有する。ベッド１６ａの上には被検体３５が横たわっている。
まず、図１に示すように、本実施の形態に係るＸ線ＣＴ検査装置Ａは、Ｘ線ＣＴ撮像装置１ａ、被検体保持装置１４ａ、断層像作成装置３８ａ及び表示装置２９ａを備えている。断層像作成装置３８ａは、コンピュータ２７ａ（例えば、ワークステーション）及び記憶装置２８ａを有する。被検体保持装置１４ａは、支持部材１５ａと、支持部材１５ａの上端部に長手方向に移動可能に取り付けられたベッド１６ａとを有する。ベッド１６ａの上には被検体３５が横たわっている。
Ｘ線ＣＴ撮像装置１ａは、ベッド１６ａの長手方向に対して直角の方向に設置されており、放射線検出器８０（図２参照）、Ｘ線源周方向移動装置７ａ、駆動装置制御装置１７ａ、Ｘ線源制御装置１８ａ及びケーシング３６ａ（図２参照）を有する。また、Ｘ線源周方向移動装置７ａは、円盤型保持部３４、Ｘ線源９ａ及びＸ線源装置保持部１３ａを備える。Ｘ線源装置保持部１３ａは、円盤型保持部３４の一端部で円盤型保持部３４の外面に取付けられる。Ｘ線源９ａはＸ線源装置保持部１３ａの他端部に取付けられる。
ケーシング３６ａ内には、放射線検出器８０、Ｘ線源周方向移動装置７ａ、駆動装置制御装置１７ａ及びＸ線源制御装置１８ａが設置される。放射線検出器８０は、Ｘ線源９ａから被検体３５を透過してきたＸ線を検出可能な位置に配置する。放射線検出器８０は円盤型保持部３４から検出器保持部３１を介して複数個（約１００個）並んでおり、Ｘ線源周方向移動装置７ａと連動して被検体保持装置１４ａ及び被検体３５の周囲を回転するように作成されている。また、放射線検出器８０にはコリメータ３２が取り付けられており、Ｘ線源９ａから発生したＸ線のみが放射線検出器８０に入射するようになっている。放射線検出器８０は、シンチレーター検出器である。
Ｘ線源９ａは図示しない公知のＸ線管を有する。このＸ線管は、陽極，陰極，陰極の電流源、及び陽極と陰極との間に電圧を印加する電圧源を外筒内に備える。陰極はタングステン製のフィラメントである。電流源から陰極に電流を流すことによって陰極から電子が放出される。この電子は、電圧源から陰極と陽極との間に印加される電圧（１４０ｋＶ）によって加速され、ターゲットである陽極（Ｗ，Ｍｏ等）に衝突する。１４０ｋｅＶ以下のＸ線が、電子の陽極への衝突によって発生し、Ｘ線源９ａから放出される。
Ｘ線源制御装置１８ａはＸ線源９ａからのＸ線の放出時間を制御する。すなわち、Ｘ線源制御装置１８ａは、Ｘ線ＣＴ検査中において、Ｘ線発生信号を出力してＸ線源９ａにおけるＸ線管の陽極（または陰極）と電源との間に設けられた開閉器（以下、Ｘ線源開閉器という、図示せず）を閉じ、第１設定時間経過した時にＸ線停止信号を出力してＸ線源開閉器を開き、そして第２設定時間経過した時にＸ線源開閉器を閉じる、という制御を繰り返す。陽極と陰極との間には、第１設定時間の間で電圧が印加され、第２設定時間の間で電圧が印加されない。この制御によって、Ｘ線管からＸ線がパルス状に放出される。
駆動装置制御装置１７ａは、Ｘ線ＣＴ検査を開始するとき、駆動開始信号を出力して、電源とつながる開閉器（以下、第１モータ開閉器という）を閉じる。電流の供給により第１モータが回転し、その回転力が動力伝達機構を介してピニオンに伝えられ、ピニオンが回転する。ピニオンの回転によって、円盤型保持部３４、つまりＸ線源９ａが被検体３５の周囲を設定速度で移動する。Ｘ線ＣＴ検査終了時には、駆動装置制御装置１７ａは駆動停止信号を出力して第１モータ開閉器を開く。これによって、Ｘ線源９ａの周方向への移動が停止される。また、放射線検出器８０も検出器保持部３１を介して円盤型保持部３４に固定されているため、Ｘ線源９ａと共に回転する。そのため、Ｘ線源９ａよりＸ線が照射されているときは、放射線検出器８０で被検体３５を透過したＸ線を計測することが可能な構造となっている。支持部材６ａは、検査室の床に据え付けられている。
Ｘ線ＣＴ検査を開始する際に駆動装置制御装置１７ａから出力された駆動開始信号はＸ線源制御装置１８ａに入力される。Ｘ線源制御装置１８ａは、駆動開始信号の入力に基づいてＸ線発生信号を出力する。その後、Ｘ線停止信号及びＸ線発生信号を繰り返して出力する。Ｘ線停止信号及びＸ線発生信号の繰返し出力によって、Ｘ線源９ａは、設定時間（例えば１μｓｅｃ）の間にＸ線を放出し、その後Ｘ線の放出を停止する。このＸ線の放出及び停止がＸ線源９ａの周方向への移動期間中に繰り返されることになる。Ｘ線源９から放出されたそのＸ線は、ファンビーム状に、孔部３０ａ内の被検体３５に対して照射される。Ｘ線源９ａの周方向の移動によって、ベッド１６上の被検体３５は周囲よりＸ線を照射される。このＸ線は、被検体３５を透過した後、孔部３０ａの軸心を基点にＸ線源９ａから１８０度反対方向の位置にあり、Ｘ線源と同じように回転している放射線検出器８０によって検出される。これらの放射線検出器８０は、そのＸ線の検出信号（以下、Ｘ線検出信号という）を出力する。このＸ線検出信号は、該当する配線２３ａを経て対応する信号処理装置２２ａに伝えられる。信号処理装置２２ａは、入力したＸ線検出信号に基づいてＸ線検出信号の強度を求め、その強度情報を出力する。信号処理装置２２ａから出力されたＸ線検出信号の強度情報はコンピュータ２７ａを介して記憶装置２８ａに記憶される。
次に、このように構成されるＸ線ＣＴ検査装置Ａで得られたＸ線ＣＴデータの画像再構成の方法について説明する。Ｘ線ＣＴデータの画像再構成方法としては、例えば、アイ・イー・イー・イー トランザクション オン ニュークリア サイエンス（IEEE Transaction on Nuclear Science） ＮＳ−２１巻の２１頁に記載されているフィルタードバックプロジェクション法（Filtered Back Projection Method）を用いて行う。得られる像は体内をｘ方向、ｙ方向、およびｚ方向にそれぞれ等間隔で区切った直方体もしくは立方体ボクセルにおけるＣＴ値である。ＣＴ値は各位置の線減弱係数μと水の線減弱係数μｗを用いて、
（ＣＴ値）＝ｋ（μ-μｗ）/μｗ …（式１）
で表される。ここで、ｋの値は５００もしくは１０００を用いるが、本文中においてＣＴ値を参照する場合はｋ＝１０００とする。
で表される。ここで、ｋの値は５００もしくは１０００を用いるが、本文中においてＣＴ値を参照する場合はｋ＝１０００とする。
次に放射線検査装置であるＰＥＴ−Ｘ線ＣＴ検査装置Ｂを、図３ないし図５を用いて説明する。ＰＥＴ−Ｘ線ＣＴ検査装置Ｂは、撮像装置１、被検体保持装置１４、信号処理装置３７、断層像作成装置３８及び表示装置２９を備えている。信号処理装置３７は、信号弁別装置１９及び同時計数装置２６を有する。断層像作成装置３８は、コンピュータ２７（例えば、ワークステーション）及び記憶装置２８を有する。被検体保持装置１４は、支持部材１５と、支持部材１５の上端部に長手方向に移動可能に取り付けられたベッド１６とを有する。
撮像装置１は、ベッド１６の長手方向に対して直角の方向に設置されており、放射線検出器環状体３、Ｘ線源周方向移動装置７、駆動装置制御装置１７、Ｘ線源制御装置１８及びケーシング３６を有する。ケーシング３６内には、放射線検出器環状体３、Ｘ線源周方向移動装置７、駆動装置制御装置１７及びＸ線源制御装置１８が設置される。放射線検出器環状体３は、環状保持部５、及び環状保持部５の内側に環状に設置された多数の放射線検出器４を含む。放射線検出器環状体３の放射線検出器４の内側に、ベッド１６が挿入される観測領域である貫通した孔部３０が形成される。多数の放射線検出器４（合計約１００００個）は、環状保持部５に周方向のみならず孔部３０の軸方向にも複数列設置されている。放射線検出器４は、半導体放射線検出器であり、検出部である５mm立方体の半導体素子部をカドミウムテルル（ＣｄＴｅ）で構成している。その素子部はガリウムヒ素（ＧａＡｓ）またはカドミウムテルル亜鉛（ＣＺＴ）で構成してもよい。環状保持部５は、支持部材６上に設置される。支持部材６，１５は、検査室の床に据付けられている。駆動装置制御装置１７及びＸ線源制御装置１８は環状保持部５と一緒にケーシング３６内に設置される。ケーシング３６の一端面には、孔部３０の周囲を取り囲む環状のガイドレール１２が凹設されている。Ｘ線源装置８は、Ｘ線源９、Ｘ線源駆動装置１０及び軸方向移動アーム１１を有する。
Ｘ線源駆動装置１０は、ケーシング１０Ａ内に第１モータ及び第１モータの回転軸に連結される動力伝達機構（いずれも図示せず）を備える。伸縮可能な軸方向移動アーム１１はＸ線源駆動装置１０のケーシング１０Ａに取付けられて孔部３０内に延びている。Ｘ線源９は軸方向移動アーム１１に取付けられる。軸方向移動アーム１１は、Ｘ線源駆動装置１０に設置された第２モータ（図示せず）の作動により伸縮される。Ｘ線源駆動装置１０は、落下しないようにかつガイドレール１２に沿って移動可能にガイドレール１２に取付けられる。Ｘ線源駆動装置１０は、図示していないが、ガイドレール１２に設けられたラックと噛合って、前記動力伝達機構から回転力を受けるピニオンを有する。
Ｘ線源９は図示されていないが公知のＸ線管を有する。各放射線検出器４は、それぞれ配線２３によって対応する信号弁別装置１９の可動端子３２（図５参照）に接続される。信号弁別装置１９は個々の放射線検出器４毎に１個ずつ設けられる。信号弁別装置の詳細な構成を図５に示す。信号弁別装置１９は、切替スイッチ３１、波形整形装置２０、γ線弁別装置２１及びＸ線強度を求める信号処理装置２２を備える。切替スイッチ３１は、可動端子３２及び固定端子３３，３４を有する。波形整形装置２０は固定端子３３及びγ線弁別装置２１に接続される。信号処理装置２２は固定端子３４に接続される。電源２５が配線２３及び放射線検出器４に接続される。γ線弁別装置２１は同時計数装置２６を介してコンピュータ２７に接続される。同時計数装置２６は１個であり全てのγ線弁別装置２１に接続される。各信号処理装置２２はコンピュータ２７に接続される。記憶装置２８及び表示装置２９がコンピュータ２７に接続される。信号弁別装置１９は、信号処理装置２２を含むＸ線検出信号処理装置と、波形整形装置２０及びγ線弁別装置２１を有するγ線検出信号処理装置とを備える。
撮像装置１によるＸ線ＣＴ検査及びＰＥＴ検査について具体的に説明する。まず、ＰＥＴ用薬剤が、体内投与放射能が３７０ＭＢｑになるように、被検体３５に投与される。ＰＥＴ用薬剤は、検査目的（癌の場所を把握、または心臓の動脈流の検査等）に応じて選ばれる。ＰＥＴ用薬剤を投与して所定時間経過後に、被検体３５をベッド１６上に寝かせて孔部３０内に挿入する。
Ｘ線源制御装置１８はＸ線源９からのＸ線の放出時間を制御する。すなわち、Ｘ線源制御装置１８は、Ｘ線ＣＴ検査中において、Ｘ線発生信号を出力してＸ線源９におけるＸ線管の陽極（または陰極）と電源との間に設けられた開閉器（以下、Ｘ線源開閉器という、図示せず）を閉じ、第１設定時間経過した時にＸ線停止信号を出力してＸ線源開閉器を開き、そして第２設定時間経過した時にＸ線源開閉器を閉じる、という制御を繰り返す。陽極と陰極との間には、第１設定時間の間で電圧が印加され、第２設定時間の間で電圧が印加されない。この制御によって、Ｘ線管からＸ線がパルス状に放出される。第１設定時間である照射時間Ｔは、放射線検出器４でのγ線の検出確率を無視できるように例えば１μｓｅｃに設定される。第２設定時間は、Ｘ線源９が１つの放射線検出器４とこれに周方向において隣接する他の放射線検出器４の間を移動する時間Ｔ０であり、ガイドレール１２の周方向におけるＸ線源９の移動速度で定まる。第１及び第２設定時間はＸ線源制御装置１８に記憶されている。
駆動装置制御装置１７は、Ｘ線ＣＴ検査を開始するとき、駆動開始信号を出力して、Ｘ線源駆動装置１０の第１モータに接続された、電源とつながる開閉器を閉じる。電流の供給により第１モータが回転し、その回転力が動力伝達機構を介してピニオンに伝えられ、ピニオンが回転する。ピニオンの回転によって、Ｘ線源装置８、すなわちＸ線源９がガイドレール１２に沿って被検体３５の周囲を設定速度で移動する。Ｘ線ＣＴ検査終了時には、駆動装置制御装置１７は駆動停止信号を出力して前記開閉器を開く。これによって、Ｘ線源９の周方向への移動が停止される。本実施の形態では、周方向に環状に配置された全ての放射線検出器４は、その周方向に移動しなく、かつ孔部３０の軸方向にも移動しない。移動しないＸ線源制御装置及び駆動装置制御装置から移動するＸ線源装置への制御信号の伝送はＸ線源装置の移動に支障にならない公知の技術を適用する。
Ｘ線ＣＴ検査を開始する際に駆動装置制御装置１７から出力された駆動開始信号はＸ線源制御装置１８に入力される。Ｘ線源制御装置１８は、駆動開始信号の入力に基づいてＸ線発生信号を出力する。その後、Ｘ線停止信号及びＸ線発生信号を繰り返して出力する。Ｘ線停止信号及びＸ線発生信号の繰返し出力によって、Ｘ線源９は、第１設定時間（１μsec）の間にＸ線を放出し、第２設定時間の間にＸ線の放出を停止する。このＸ線の放出及び停止がＸ線源９の周方向への移動期間中に繰り返されることになる。Ｘ線源９から放出されたそのＸ線は、ファンビーム状に孔部３０内の被検体３５に対して照射される。Ｘ線源９の周方向の移動によって、ベッド１６上の被検体３５は周囲よりＸ線を照射される。このＸ線は、被検体３５を透過した後、孔部３０の軸心を基点にＸ線源９から１８０度反対方向の位置にある放射線検出器４を中心に周方向に位置する複数個の放射線検出器４によって検出される。これらの放射線検出器４は、そのＸ線の検出信号（以下、Ｘ線検出信号という）を出力する。このＸ線検出信号は、該当する配線２３を経て対応する信号弁別装置１９に入力される。前記のＸ線を検出しているそれらの放射線検出器４は、便宜的に第１の放射線検出器４と称する。
孔部３０内の被検体３５から、ＰＥＴ用薬剤に起因した５１１ｋｅＶのγ線が放出されている。第１の放射線検出器４以外の放射線検出器４は、被検体３５から放出されたそのγ線を検出し、このγ線の検出信号（以下、γ線検出信号という）を出力する。このγ線検出信号は、該当する配線２３を経て対応するそれぞれの信号弁別装置１９に入力される。γ線を検出している放射線検出器４を、便宜的に第２の放射線検出器４と称する。
信号弁別装置１９内で、第２の放射線検出器４から出力されたγ線検出信号はγ線弁別装置２１に伝えられ、第１の放射線検出器４から出力されたＸ線検出信号は信号処理装置２２に伝えられる。このような各検出信号の伝送は、信号弁別装置１９の切替スイッチ３１の切替操作によって行われる。切替スイッチ３１の可動端子３２を固定端子３３または固定端子３４に接続する切替操作は、駆動装置制御装置１７の出力である切替制御信号に基づいて行われる。駆動装置制御装置１７は、前記のようにＸ線源装置１０の移動動作を制御するが、同時に第１の放射線検出器４を選択し、この第１の放射線検出器４に接続される信号弁別装置１９における切替スイッチ３１の可動端子３２を固定端子３４に接続する。
第１の放射線検出器４の選択について説明する。Ｘ線源駆動装置１０内の第１モータにはエンコーダー（図示せず）が連結される。駆動装置制御装置１７は、エンコーダーの検出信号を入力して周方向におけるＸ線源駆動装置１０、すなわちＸ線源９の位置を求め、このＸ線源９の位置と１８０°反対側に位置する放射線検出器４を、記憶している各放射線検出器４の位置のデータを用いて選択する。Ｘ線源９から放射されるＸ線はガイドレール１２の周方向である幅を有しているため、被検体３５の体内を透過したＸ線を検出する放射線検出器４は、選択されたその放射線検出器４以外にも周方向に複数個存在することになる。駆動装置制御装置１７はその複数の放射線検出器４も選択する。これらの放射線検出器４が、第１の放射線検出器である。周方向におけるＸ線源９の移動に伴って、第１の放射線検出器４も違ってくる。Ｘ線源９の周方向への移動に伴って、第１の放射線検出器４も擬似的に周方向に移動しているように見える。駆動装置制御装置１７が、Ｘ線源９の周方向への移動に伴って別の放射線検出器４を選択したときには、新たに第１の放射線検出器４となる放射線検出器４に接続された可動端子３２は固定端子３４に接続される。Ｘ線源９の周方向への移動に伴って第１の放射線検出器４でなくなった放射線検出器４に接続された可動端子３２は駆動装置制御装置１７によって固定端子３３に接続される。
第１の放射線検出器４は、切替スイッチ３１によって信号処理装置２２に接続された放射線検出器４であるとも言える。また、第２の放射線検出器４は、切替スイッチ３１によってγ線弁別装置２１に接続された放射線検出器４であるとも言える。環状保持部５に設置された個々の放射線検出器４は、Ｘ線源９の位置との関係で、あるときは第１の放射線検出器４となり、別のあるときには第２の放射線検出器４となる。このため、１つの放射線検出器４は、時間的にずれて別々ではあるがＸ線検出信号及びγ線検出信号の両方を出力する。
第１の放射線検出器４は、第１設定時間である１μｓｅｃの間にＸ線源９から照射されて被検体３５を透過したＸ線を検出する。１μｓｅｃの間に第１放射線検出器４が被検体３５から放出されるγ線を検出する確率は、無視できるほど小さい。ＰＥＴ用薬剤に起因して被検体３５の体内で発生した多数のγ線は、特定の方向に放出されるのではなく、あらゆる方向に放出される。これらのγ線は、前記したように、対となってほぼ正反対の方向（１８０°±０.６°）に放出され、放射線検出器環状体３のいずれかの第２の放射線検出器４によって検出される。
放射線検出器４から出力されたＸ線検出信号及びγ線検出信号を入力したときの信号弁別装置１９の信号処理について説明する。第１放射線検出器４から出力されたＸ線検出信号は、前述したように、切替スイッチ３１の作用によって信号処理装置２２に入力される。信号処理装置２２は、入力したＸ線検出信号に基づいてＸ線検出信号の強度を求め、その強度情報を出力する。
第２放射線検出器４から出力されたγ線検出信号は、切替スイッチ３１の作用によって波形整形装置２０に入力される。波形整形装置２０に入力されるγ線検出信号は、入力波形をガウス分布の波形を有するγ線検出信号に変換して出力する。ＰＥＴ用薬剤から放出された陽電子が陽電子消滅により体内で生成するγ線のエネルギーは先に述べたように５１１ｋｅＶである。しかし、半導体素子部内でγ線のエネルギー全てが電荷に変わるとは限らない。一方、体内で散乱した低エネルギーガンマ線に伴うノイズを除去するため、５１１ｋｅＶに近い信号だけをデータとする必要がある。このため、γ線弁別装置２１は、例えばエネルギーが５１１ｋｅＶよりも低い４５０ｋｅＶをエネルギー設定値として、このエネルギー設定値（第１エネルギー設定値という）以上のエネルギーを有する撮像信号を入力したときに所定のエネルギーを有するパルス信号を発生させる。すなわち、γ線弁別装置２１は、第１エネルギー設定値以上のエネルギーを有する撮像信号（γ線検出信号）が入力されたときに上記のエネルギーを有するパルス信号を発生させる装置である。
上記のように、γ線弁別装置２１において特定のエネルギーを有するγ線検出信号を処理するためには、所定のエネルギー範囲の撮像信号を通過させるフィルタをγ線弁別装置２１内（またはγ線弁別装置２１の前段）に設けるとよい。γ線弁別装置２１は第１フィルターを通過した撮像信号に対してパルス信号を発生する。
同時計数装置２６は、各信号弁別装置１９のγ線弁別装置２１から出力されたパルス信号を入力しこれらのパルス信号を用いてγ線対毎に同時計数を行い、γ線検出信号に対する計数値を求める。さらに、同時計数装置２６は、γ線対に対する一対のパルス信号によりそのγ線対の各γ線を検出した２つの検出点（孔部３０の軸心を中心にしてほぼ１８０°方向が異なっている一対の放射線検出器４の位置）をγ線検出の位置情報としてデータ化する。
次に、このように構成されるＸ線ＣＴ検査装置Ａ及びＰＥＴ−Ｘ線ＣＴ検査装置Ｂによる撮像手順について図８を参照して説明する。
まず、Ｘ線ＣＴ検査装置Ａを用いて被検体３５のＸ線ＣＴ像を撮像し（Ｓ５０）、このＸ線ＣＴ検査装置Ａで得られたデータの画像再構成を行う（Ｓ５１）。次に、ＰＥＴ−Ｘ線ＣＴ検査装置Ｂを用いて被検体３５のＰＥＴ像とＸ線ＣＴ像を撮像し（Ｓ５２）、このＰＥＴ−Ｘ線ＣＴ検査装置Ｂで得られたＰＥＴデータとＸ線ＣＴデータを画像再構成してＰＥＴ像とＸ線ＣＴ像を得る（Ｓ５３）。このＸ線ＣＴ像の画像再構成は前記Ｓ５１と同じである。ＰＥＴ画像再構成法としては、２次元の場合、例えば前記フィルタードバックプロジェクション法を用いればよい。３次元撮像を行った場合は、例えば１９９７年のアイ・イー・イー・イー トランザクションズ オン メディカル イメージング（IEEE Transactions on Medical Imaging）第１６巻、１４５頁に論じられているフーリエリビニング法を用いて画像再構成を行う。これによりＰＥＴ像を得る。ＰＥＴ像は、ガンマ線対の発生密度情報が得られる。
なお、本実施の形態では、Ｘ線ＣＴ検査装置Ａによる撮像を先に行ったが、ＰＥＴ−Ｘ線ＣＴ検査装置Ｂによる撮像（Ｓ５２）を先に行い、Ｓ５３、Ｓ５０、Ｓ５１の順序で行ってもよいし、Ｓ５１、Ｓ５３はコンピュータによる処理のため、Ｓ５１とＳ５３を並行して行うことも可能である。また、撮像の順序でＰＥＴ−Ｘ線ＣＴ検査装置Ｂによる撮像がＸ線ＣＴ検査装置Ａによる撮像よりも先の場合はＳ５０とＳ５３を並行して行うことも可能である。また、両方の撮像が終わった後に画像再構成、つまりＳ５１とＳ５３を同時、または逐次行ってもよい。
次に、Ｘ線ＣＴ検査装置Ａから得られたＸ線ＣＴ像とＰＥＴ−Ｘ線ＣＴ検査装置Ｂから得られたＸ線ＣＴ像をＸ線ＣＴ像位置合わせ用コンピュータで比較し、両者の位置関係を明らかにする（Ｓ５４）。
このとき、Ｓ５１で得られたＸ線ＣＴ像と位置合わせを行うＸ線ＣＴ像をＸ線ＣＴ像位置合わせ用コンピュータに入力する必要がある。これは、例えば院内ネットワークを用いてファイル転送や、ＭＯディスクなどの記憶メディアを用いて入力する。両者の位置関係を明らかにする方法の一例としては、Ｘ線ＣＴ像に明瞭に存在するものの形状を用いて比較すればよい。例えばＸ線ＣＴ像では骨は明瞭に画像に写る。そのため、骨の位置を基準にして、両者の像の各方向、及び像の回転や伸縮などの情報を得る。人間には、頭部のようにほとんど動かない場所から呼吸によってサイズが変わる肺野など、さまざまな部位がある。そのため、部位に応じた方法が必要となる。例えば、頭部の場合はほとんど伸縮しないため、単純な像の回転や伸縮で対応可能であるが、肺野の場合、その移動方向や移動距離は個人差があり、単純な移動、回転、拡大縮小ではマッチングしない場合がある。その場合は非線形変換を用いる。非線形変換の例としてはデフォーマブルモデルがある。デフォーマブルモデルを用いた位置あわせの一例としては、アイ・イー・イー・イー トランザクションズ オン メディカル イメージング第１８巻、７１２頁より論じられているフリーフォームデフォメーションズを用いる。この手法は、被検体の大きな動きはアフィン変換（回転、平行移動、拡大縮小による変換）を用いて表し、ローカルな動きはベータスプライン関数を用いたデフォーマブルモデルを使う方法である。
次に、位置合わせした生体構造画像（Ｘ線ＣＴ検査装置Ａで得られたＸ線ＣＴ像）を用いて、生体機能画像（ＰＥＴ−Ｘ線ＣＴ検査装置Ｂで得られたＰＥＴ像）との位置関係が既知である生体構造画像（ＰＥＴ−Ｘ線ＣＴ検査装置Ｂで得られたＸ線ＣＴ像）の補正を行う（ステップ５６）。
このとき、頭部のように座標系が固定されている場合は単純な補完を行うことが可能である。図６を用いて補正方法を示す。図６では図８のＳ５４により、図６（ａ）と図６（ｃ）の位置関係がわかっており、かつ、同一撮像したため図６（ａ）と図６（ｂ）の位置関係が得られているとする。つまり、図６（ｃ）の画像のポイント１５１ａ、１５１ｂ、１５１ｅ、１５１ｆと、図６（ａ）の画像のポイント１５０ａ、１５０ｂ、１５０ｅ、１５０ｆとがそれぞれ対応しているとし、さらに同時撮像により図６（ｂ）の画像のポイント１５２ａ、１５２ｂ、１５２ｅ、１５２ｆと、（ａ）の画像のポイント１５０ａ、１５０ｂ、１５０ｅ、１５０ｆとがそれぞれ対応しているとする。また、（ｃ）の画像が（ａ）の画像に比べて高分解能であったとする。
この場合、例えば図６（ｃ）におけるポイント１５１ａ、１５１ｂ、１５１ｅ、１５１ｆによる四角形のデータを、図１３（ａ）のポイント１５０ａ、１５０ｂ、１５０ｅ、１５０ｆによる四角形に入れ込むことで画像を補正することができる。この作業は、例えば格子があっていなくても補完すれば簡単に行える。このようにして得たれた図６（ａ）の高空間分解能画像である図６（ｄ）は、図６（ｂ）との位置関係がわかっているため、簡単に画像合成が可能である。その位置関係を用いて図６（ｄ）と図６（ｂ）を合成して図６（ｅ）を得ることができる。
一方、デフォーマブルモデルなどの非線形変換を用いた場合、図７（ａ）のポイント１５０ａ、１５０ｂ、１５０ｅ、１５０ｆと図７（ｃ）のポイント１５１ａ、１５１ｂ、１５１ｅ、１５１ｆのようにメッシュサイズが２つの像で対応しない。このような場合でも、例えば補完法は各辺の中点を結び、その線に従ってメッシュを補完することで、画像を分割することが可能である。このようにして補完することで高精度の画像を得ることが可能である。そのため、図６のときと同様の処理により図７（ａ）のポイント１５０ａ、１５０ｂ、１５０ｅ、１５０ｆと図７（ｃ）のポイント１５１ａ、１５１ｂ、１５１ｅ、１５１ｆの位置関係を求めた後、図７（ａ）を補正して図７（ｄ）を得、その後、図７（ｂ）と合成して図７（ｅ）を得る。
そして、得られた像をディスプレイに表示する（Ｓ５７）。表示の方法としては、ＰＥＴ像とＸ線ＣＴ像と同時に表示してもよいし、並べて表示してもよい。
これにより、以下の効果が得られる。
これにより、以下の効果が得られる。
（１）ＰＥＴ像の病巣位置を知るのに必要な生体構造画像の精度を少ないデータ量で得ることが可能となる。
なお、ＰＥＴ/ＭＲＩ像と別撮像したＭＲＩ像のように構造を示す他のモダリティを用いた場合でも図８のステップにおいて、Ｘ線ＣＴの代わりにそれらのモダリティを用いて行えばよい。構造を示すモダリティとしては、Ｘ線ＣＴ、ＭＲＩ、超音波診断、ＰＥＴのトランスミッション像、ＳＰＴＣＴ像などがある。逆にＰＥＴの代わりにＳＰＥＣＴや光トポグラフィーなどの他の生体機能診断像を用いた場合も同様にＰＥＴの代わりにそれらのモダリティを用いてできることは、容易に類推できる。
（第２の実施の形態）
（第２の実施の形態）
第１の実施の形態では、ＰＥＴ検査装置とＸ線ＣＴ検査装置の同時撮像可能な装置（ＰＥＴ−Ｘ線ＣＴ検査装置Ｂ）を例に挙げたが、位置関係さえわかれば同時に撮像する必要はない。そのため、位置関係を得るためにＰＥＴ検査装置とＸ線ＣＴ検査装置を並べた場合における本発明の第２の実施の形態を、図９ないし図１１を用いて説明する。
撮像の手順は第１の実施の形態で示した図８と基本的には変わらない。但し、第１の実施の形態のＳ５２においてＰＥＴ検査装置とＸ線ＣＴ検査装置の同時撮像を行う代わりに、位置関係の把握が可能な並列ＰＥＴ−Ｘ線ＣＴ検査装置Ｃにおいて撮像する。そのステップをＳ５５２として、変更したフローチャートを図１０に示す。
まず、Ｓ５５２で使用する並列ＰＥＴ−Ｘ線ＣＴ検査装置Ｃを、図９を用いて説明する。並列ＰＥＴ−Ｘ線ＣＴ検査装置Ｃは、Ｘ線ＣＴ検査装置１００とＰＥＴ検査装置１０１が並列して並んでいる。Ｘ線ＣＴ検査装置１００はＰＥＴ検査装置１０１との位置関係が既知であり。位置合わせが容易に可能である。Ｘ線ＣＴ検査装置１００の撮像方法は第１の実施の形態で述べたＸ線ＣＴ検査装置Ａと同様である。
そこで、ＰＥＴ検査装置１０１について図１０を参照して説明する。なお、本実施の形態では、前記第１の実施の形態と同一の構成要素に同一の符号を付し、その説明を省略するものとする。
ＰＥＴ撮像装置１０１は、ベッド１６の長手方向に対して直角の方向に設置されており、放射線検出器環状体３はケーシング３６内に設置される。放射線検出器環状体３は、環状保持部５、及び環状保持部５の内側に環状に設置された多数の放射線検出器４を含む。放射線検出器環状体３の放射線検出器４の内側に、ベッド１６が挿入される観測領域である貫通した孔部３０が形成される。多数の放射線検出器４（合計約１００００個）は、環状保持部５に周方向のみならず孔部３０の軸方向にも複数列設置されている。放射線検出器４は、半導体放射線検出器であり、検出部である５mm立方体の半導体素子部をカドミウムテルル（ＣｄＴｅ）で構成している。その素子部はガリウムヒ素（ＧａＡｓ）またはカドミウムテルル亜鉛（ＣＺＴ）で構成してもよい。
各放射線検出器４は、それぞれ対応する波形整形装置２０に接続される。波形整形装置２０は個々の放射線検出器４毎に１個ずつ設けられる。波形整形装置２０は各放射線検出器４及びγ線弁別装置２１に接続される。γ線弁別装置２１は同時計数装置２６を介してコンピュータ２７に接続される。同時計数装置２６は１個であり全てのγ線弁別装置２１に接続される。記憶装置２８及び表示装置２９がコンピュータ２７に接続される。
ＰＥＴ撮像装置１０１によるＰＥＴ検査について具体的に説明する。まず、ＰＥＴ用薬剤が、体内投与放射能が３７０ＭＢｑになるように、被検体３５に投与される。ＰＥＴ用薬剤は、検査目的（癌の場所を把握、または心臓の動脈流の検査等）に応じて選ばれる。ＰＥＴ用薬剤を投与して所定時間経過後に、被検診者３５をベッド１６上に寝かせて孔部３０内に挿入する。
孔部３０内の被検診者３５から、ＰＥＴ用薬剤に起因した５１１ｋｅＶのγ線が放出されている。第１の放射線検出器４以外の放射線検出器４は、被検診者３５から放出されたそのγ線を検出し、このγ線の検出信号（以下、γ線検出信号という）を出力する。このγ線検出信号は、該当する配線２３を経て対応するそれぞれの波形整形装置２０を介してγ線弁別装置２１に伝えられる。
ＰＥＴ用薬剤に起因して被検診者３５の体内で発生した多数のγ線は、特定の方向に放出されるのではなく、あらゆる方向に放出される。これらのγ線は、対となってほぼ正反対の方向（１８０°±０.６°）に放出され、放射線検出器環状体３のいずれかの放射線検出器４によって検出される。
放射線検出器４から出力されたγ線検出信号は、波形整形装置２０に入力される。波形整形装置２０では、放射線検出器４で得られた波形をγ線弁別装置２１で判読可能な波形に整形する。その出力信号はγ線弁別装置２１に送られる。次にγ線弁別装置２１の役割について説明する。ＰＥＴ用薬剤から放出された陽電子が陽電子消滅により体内で生成するγ線のエネルギーは先に述べたように５１１ｋｅＶである。しかし、半導体素子部内でγ線のエネルギー全てが電荷に変わるとは限らない。一方、体内で散乱した低エネルギーガンマ線に伴うノイズを除去するため、５１１ｋｅＶに近い信号だけをデータとする必要がある。このため、γ線弁別装置２１は、例えばエネルギーが５１１ｋｅＶよりも低い４５０ｋｅＶをエネルギー設定値として、このエネルギー設定値（第１エネルギー設定値という）以上のエネルギーを有する撮像信号を入力したときに所定のエネルギーを有するパルス信号を発生させる。すなわち、γ線弁別装置２１は、第１エネルギー設定値以上のエネルギーを有する撮像信号（γ線検出信号）が入力されたときに前記のエネルギーを有するパルス信号を発生させる装置である。
前記のように、γ線弁別装置２１において特定のエネルギーを有するγ線検出信号を処理するためには、所定のエネルギー範囲の撮像信号を通過させるフィルタをγ線弁別装置２１内（またはγ線弁別装置２１の前段）に設けるとよい。γ線弁別装置２１は第１フィルターを通過した撮像信号に対してパルス信号を発生する。
同時計数装置２６は、γ線弁別装置２１から出力されたパルス信号を入力しこれらのパルス信号を用いてγ線対毎に同時計数を行い、γ線検出信号に対する計数値を求める。さらに、同時計数装置２６は、γ線対に対する一対のパルス信号によりそのγ線対の各γ線を検出した２つの検出点（孔部３０の軸心を中心にしてほぼ１８０°方向が異なっている一対の放射線検出器４の位置）をγ線検出の位置情報としてデータ化する。同時計数装置２６から出力された位置情報は記憶装置２８に記憶される。
このように構成される並列ＰＥＴ−Ｘ線ＣＴ検査装置Ｃにおいて、Ｓ５５２では、ＰＥＴ像とＸ線ＣＴ像を撮像する。次に、並列ＰＥＴ−Ｘ線ＣＴ検査装置Ｃで得られたデータを画像再構成してＰＥＴ像とＣＴ像を得る（Ｓ５３）。画像再構成は第１の実施の形態と同じである。
後は、第１の実施の形態と同様に位置合わせを行えばよいが、ＰＥＴ検査装置とＸ線ＣＴ検査装置の位置関係が、完全にわかっているわけではない。そのため、本実施の形態ではＳ５５で、前記各装置の位置関係からＰＥＴ画像とＸ線ＣＴ画像の位置関係を求める。例えば、装置の中心がＸｃｍ離れているとすれば、ベッドがＸｃｍ動いた際に位置が合うことになる。これを利用して位置合わせを行う。これらＰＥＴ画像とＸ線ＣＴ画像との位置関係さえわかれば、後の処理は第１の実施の形態と同様になる。
これにより、第１の実施の形態で得られた（1）の効果に加え、さらに以下の効果が得られる。
（２）同時に撮像できるＰＥＴ−Ｘ線ＣＴ検査装置Ｂがなく、かつ、ＰＥＴ装置の近くに分解能の低いＸ線ＣＴ検査装置しかない場合においても高空間分解能のＸ線ＣＴ検査装置と位置合わせを行うことが可能である。
（第３の実施の形態）
（第３の実施の形態）
第１，第２の実施の形態では画像で位置合わせを行ったが、本実施の形態ではそれよりも前のサイノグラムデータ、及び周波数空間で画像を合成する手法を説明する。これらの位置合わせは、装置の画像再構成時のフィルタが異なる場合に非常に有効となる。なぜなら、画像再構成の時点でさまざまなフィルタを用いる場合や、異なる画像再構成法を用いた場合には画像そのものが異なることになる。そのため、サイノグラムなどで位置合わせを行うことは非常に重要である。以下に本実施の形態を示す。
本実施の形態の撮像と画像合成のフローチャートを図１２に示す。まず、撮像方法は第１の実施の形態１及び第２の実施の形態に示すように撮像する。本実施の形態における撮像は第１の実施の形態と同様に行うものとし、Ｓ５０とＳ５２を行う。
次に、Ｓ５０で得られたＸ線ＣＴサイノグラムとＳ５２で得られたＸ線ＣＴサイノグラムとを比較して位置合わせを行う。（Ｓ５５４）。画像再構成前のデータはサイノグラムと呼ばれ、ｒ−θ空間におけるデータである。サイノグラムでは各ボクセルの情報が曲線で表されるため、Ｓ５０で得られたＸ線ＣＴデータとＳ５２で得られたＸ線ＣＴデータの中にある特徴的な曲線を抽出し、それらの位置が重なるように位置合わせを行う。高分解能画像が得られるサイノグラムほどｒ方向、θ方向のデータの分割数が多いため、第１の実施の形態の図８と同様に高分解能ＣＴのデータで低分解能ＣＴのデータを補正する（ステップ５５６）。その後、補正されたＰＥＴ−Ｘ線ＣＴのＸ線ＣＴデータとＰＥＴデータを画像再構成する（ステップ５５３）。画像再構成後のこれらのデータの位置関係は同時撮像されているため既知であり、位置関係は得られている。そのため、その既知の位置関係を用いて画像の合成を行う（ステップ５７）。
本実施の形態ではサイノグラム上での位置合わせの方法を示したが、サイノグラムデータをフーリエ変換した周波数空間上でも行うことが可能である。これにより、実施の形態１、２で得られたメリットに加え、さらに次のメリットが得られる。
（３）フィルタのかかっていないデータで位置合わせできるため、フィルタ関数の異なる装置間でも適用が可能である。画像再構成前に補正を行うため、（ステップ５５３）で画像再構成する際にトランスミッションデータとして高精度に補正された画像を使うことができる。通常ＰＥＴ検査では画像再構成時に吸収補正を行うので、このときに高分解能ＣＴの像を使うため、補正精度が向上する。
（第４の実施の形態）
（第４の実施の形態）
第１の実施の形態では全ての領域において補完を行ったが、通常関心領域は画像の一部分だけである。そのため、画像の一部分のみを高精度にし、残りの部分を低精度にすることで、画像の圧縮が可能である。本実施の形態では、その考え方を用いて、必要な部分のみを高精度にする方法を示す。
撮像のフローチャートを図１３に示す。このうち、Ｓ５０からＳ５３までは第１の実施の形態と同様である。次に、Ｓ５３で得られたＸ線ＣＴ像を用いてユーザーの関心領域の設定を行う（Ｓ５５５）。関心領域の抽出法は、手動、自動と半自動の方法が考えられる。手動で行う場合、ユーザーはＸ線ＣＴ像の関心領域にマーキングを行う。例えばコンソール画面においてマウスなどの入力装置から関心領域を囲む。コンピュータはユーザーからの入力を基に、関心領域を決定する。一方自動で行う場合は、ユーザーは関心領域を選択するか又は予め関心領域をコンピュータ内に伝えておく。例えば、ユーザーの関心領域が肝臓であった場合、コンピュータは肝臓領域の抽出を行う。抽出の方法は、例えば肝臓のＣＴ値の範囲は決まっているため、Ｘ線ＣＴ像に閾値をかけて肝臓を抽出する方法がある。また半自動の方法としてはリージョングローイング法がある。ユーザーが関心領域のうちの一点をマーキングすることで、コンピュータはマーキングのＣＴ値に近い領域を自動的に計算し、関心領域を決定する。自動、及び半自動の方法では誤診を避けるためユーザーに領域抽出が正確であるかどうかの確認を求める。
次に、抽出した部分のみ第１の実施の形態のＳ５６で行った補正を行う（Ｓ５６６）。補正方法は第１の実施の形態と同様のため省略する。そして、その後Ｓ５７で画像を表示する。これにより、第１〜第３の実施の形態で得られた効果に加え、さらに次の効果が得られる。
（４）必要な領域のみ高分解能画像を得ることが可能となるため、ファイルサイズの低減が可能となる。
１ａ Ｘ線ＣＴ撮像装置
４，８０ 放射線検出器
９，９ａ Ｘ線源
１６，１６ａ ベッド
２２ａ，３７ 信号処理装置
３２ コリメータ
３５ 被検体
３８，３８ａ 断層像作成装置
１００，Ａ Ｘ線ＣＴ検査装置（放射線検査装置）
１０１ ＰＥＴ検査装置（放射線検査装置）
Ｂ ＰＥＴ−Ｘ線ＣＴ検査装置（放射線検査装置）
Ｃ 並列ＰＥＴ−Ｘ線ＣＴ検査装置（放射線検査装置）
４，８０ 放射線検出器
９，９ａ Ｘ線源
１６，１６ａ ベッド
２２ａ，３７ 信号処理装置
３２ コリメータ
３５ 被検体
３８，３８ａ 断層像作成装置
１００，Ａ Ｘ線ＣＴ検査装置（放射線検査装置）
１０１ ＰＥＴ検査装置（放射線検査装置）
Ｂ ＰＥＴ−Ｘ線ＣＴ検査装置（放射線検査装置）
Ｃ 並列ＰＥＴ−Ｘ線ＣＴ検査装置（放射線検査装置）
Claims (10)
- 生体機能検査時における病巣位置を特定する病巣位置特定システムであって、生体機能検査装置と、前記生体機能検査装置で撮像した生体機能画像に対して位置関係が既知である生体構造画像を撮像する第１の生体構造検査装置と、前記位置関係が既知である生体構造画像とは別の生体構造画像を撮像する第２の生体構造検査装置とを備え、前記第１，第２の生体構造検査装置で撮像した生体構造画像間の位置関係と前記既知の位置関係を用いて、第２の生体構造検査装置で撮像した生体構造画像の位置を特定することを特徴とする病巣位置特定システム。
- 生体機能検査時における病巣位置を特定する病巣位置特定システムであって、生体機能検査装置と、前記生体機能検査装置で撮像した生体機能画像に対して位置関係が既知である生体構造画像を撮像する第１の生体構造検査装置と、前記位置関係が既知である生体構造画像とは別の生体構造画像を撮像する第２の生体構造検査装置とを備え、前記第１，第２の生体構造検査装置で撮像した生体構造画像間の位置関係を用いて、前記生体機能検査装置で撮像した生体機能画像に対して位置関係が既知である生体構造画像を補正することを特徴とする病巣位置特定システム。
- 生体機能検査時における病巣位置を特定する病巣位置特定システムであって、生体機能検査装置と、前記生体機能検査装置で撮像した生体機能画像に対して位置関係が既知である生体構造画像を撮像する第１の生体構造検査装置と、前記位置関係が既知である生体構造画像とは別の生体構造画像を撮像する第２の生体構造検査装置とを備え、前記第１，第２の生体構造検査装置で撮像した生体構造画像間の位置関係を用いて、前記生体機能検査装置で撮像した生体機能画像に対して位置関係が既知である生体構造画像の任意の部分を補正することを特徴とする病巣位置特定システム。
- 前記生体構造画像を補正する段階が実空間であることを特徴とする請求項２または請求項３に記載の病巣位置特定システム。
- 前記生体構造画像を補正する段階が周波数空間であることを特徴とする請求項２または請求項３に記載の病巣位置特定システム。
- 前記生体機能検査装置はＰＥＴ検査装置であることを特徴とする請求項１ないし請求項５のいずれか１項に記載の病巣位置特定システム。
- 前記生体機能検査装置はＳＰＥＣＴ検査装置であることを特徴とする請求項１ないし請求項５のいずれか１項に記載の病巣位置特定システム。
- 前記第１，第２の生体構造検査装置のうち少なくともいずれか１つの検査装置はＭＲＩ検査装置であることを特徴とする請求項１ないし請求項７のいずれか１項に記載の病巣位置特定システム。
- 前記第１，第２の生体構造検査装置のうち少なくともいずれか１つの検査装置はＸ線ＣＴ検査装置であることを特徴とする請求項１ないし請求項７のいずれか１項に記載の病巣位置特定システム。
- 請求項１ないし請求項９のいずれか１項に記載の病巣位置特定システムを備えることを特徴とする放射線検査装置。
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