CN116898466A - 核医学诊断装置、核医学诊断方法及存储介质 - Google Patents

核医学诊断装置、核医学诊断方法及存储介质 Download PDF

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Abstract

本发明提供核医学诊断装置、核医学诊断方法及存储介质。课题在于，减小由于X射线CT图像所包括的意外的构造而对图像造成的不良影响。解决手段在于，实施方式所涉及的核医学诊断装置具备处理电路。所述处理电路构成为取得与被检体相关的X射线CT图像。所述处理电路构成为取得相机图像，所述相机图像捕捉到与所述X射线CT图像对应的所述被检体的位置及形状。所述处理电路构成为基于所述相机图像和所述X射线CT图像，生成衰减映射。所述处理电路构成为取得基于从投放给所述被检体的辐射源辐射的伽玛射线的检测数据。所述处理电路构成为基于所述衰减映射和所述检测数据来重构图像。

Description

核医学诊断装置、核医学诊断方法及存储介质
关联申请：
本申请享受2022年4月12日提交的日本专利申请2022-065734的优先权，该日本专利申请的全部内容被引用至本申请中。
技术领域
在此记载的实施方式总体涉及核医学诊断装置、核医学诊断方法及存储介质。
背景技术
在作为一种核医学诊断装置的PET/CT(正电子发射断层扫描/计算机断层扫描(positron-emission tomography/computed tomography))装置中，使用通过X射线CT摄影而得到的X射线CT图像，对PET图像实施衰减校正。在此，在X射线CT摄影中，使圆弧状的检测器旋转来使用，相对于此，在PET摄像中，使用被配置在圆周上的检测器。与此相伴，在X射线CT摄影中，在被检体较大的情况下，被检体的一部分从视野伸出，在检测器端产生欠缺区域，与此相对，在PET摄像中不存在这种情况。因此，PET摄像能够重构在XY面内范围更大的图像。相对于此，在X射线CT摄影中，对检测器端的欠缺区域进行推测来推断正弦图，从而将能够重构的范围扩展到与PET摄像同等以上的范围。这样的技术作为扩展重构而被公知。
该扩展重构由于推断正弦图，因此有时在根据正弦图重构的X射线CT图像中包括如伪影那样的意外的构造。在该情况下，有可能对应用X射线CT图像而重构的图像(核医学图像)造成不良影响。例如，在PET/CT装置中，根据X射线CT图像生成的衰减映射被用于重构PET图像(核医学图像)。因此，有可能由于X射线CT图像的伪影而在衰减映射中产生误差，使PET图像的画质及定量性降低。
现有技术文献：
[专利文献1]日本特表2015-526708号公报
发明内容
发明所要解决的课题：
本说明书及附图所公开的实施方式想要解决的课题之一在于，减小由于X射线CT图像所包括的意外的构造而对图像造成的不良影响。
但是，通过本说明书及附图中公开的实施方式所要解决的课题不限于上述课题。也能够将与后述的实施方式所示的各构成所带来的各效果对应的课题定位为其他课题。
实施方式所涉及的核医学诊断装置具备处理电路。所述处理电路构成为取得与被检体相关的X射线CT图像。所述处理电路构成为取得相机图像，所述相机图像捕捉到与所述X射线CT图像对应的所述被检体的位置及形状。所述处理电路构成为基于所述相机图像和所述X射线CT图像，生成衰减映射。所述处理电路构成为取得基于从投放给所述被检体的辐射源辐射的伽玛射线的检测数据。所述处理电路构成为基于所述衰减映射和所述检测数据来重构图像。
发明效果：
根据上述构成的核医学诊断装置，能够减小由于X射线CT图像所包括的意外的构造而对图像造成的不良影响。
附图说明
图1是表示第1实施方式所涉及的核医学诊断装置的构成的图。
图2是表示第1实施方式所涉及的核医学诊断装置的相机的配置的示意图。
图3是用于说明第1实施方式中的动作的一例的流程图。
图4是用于详细说明步骤ST50的流程图。
图5是用于说明步骤ST51的示意图。
图6是用于说明步骤ST52的示意图。
图7是用于详细说明步骤ST52的一例的示意图。
图8是用于说明步骤ST53的示意图。
图9是用于说明步骤ST54的示意图。
图10是用于说明第1实施方式的变形例中的步骤ST53的示意图。
图11是用于说明第2实施方式中的动作的一例的流程图。
图12是用于说明步骤ST70a的示意图。
图13是用于详细说明步骤ST71a的流程图。
图14是用于说明步骤ST71a1的示意图。
图15是用于说明步骤ST71a2的示意图。
图16是用于说明第2实施方式的变形例中的步骤ST71a2的示意图。
图17是用于说明第2实施方式的其他变形例中的动作的流程图。
图18是表示各实施方式的变形例中的核医学诊断装置的相机的配置的示意图。
图19是用于说明图18的XIX-XIX线向视截面的一部分的示意图。
图20是用于说明第1实施方式的变形例中的步骤ST52的示意图。
图21是用于说明第1实施方式的变形例中的步骤ST53的示意图。
图22是用于说明第1实施方式的变形例中的步骤ST54的示意图。
图23是用于说明第2实施方式的变形例中的步骤ST71a2的示意图。
图24是表示各实施方式的变形例所涉及的核医学诊断装置的构成的图。
附图标记说明：
1……核医学诊断装置，10……PET架台，11……检测器环，13……信号处理电路，15……同时计数电路，17……伽玛射线检测器，30……CT架台，31……X射线管，32……X射线检测器，33……旋转框架，34……X射线高压装置，35……CT控制装置，36……楔形件，37……准直器，50……诊视床，51……基台，52……支承框架，53……顶板，54……诊视床驱动装置，70……控制台，71……PET数据存储器，72……CT数据存储器，73……处理电路，74……显示器，75……存储器，76……输入接口，731……重构功能，732……图像处理功能，733……摄像控制功能，733a……CT图像取得功能，734……相机图像取得功能，735……衰减映射生成功能，736……显示控制功能，P……被检体，atf……伪影，g1、g3……摄影图像，g2、g4……相机图像，ct1～ct2……X射线CT图像，bin1～bin4……二值图像，mk1～mk4、mk1a～mk2a……掩模像，att1～att4……衰减映射，w1……壁。
具体实施方式
以下，参照附图说明各实施方式。另外，在以下的说明中，通过针对不同附图间的大致相同的部分附加同一标记，省略记载重复的说明。另外，各实施方式所涉及的核医学诊断装置具有至少进行PET摄像的摄像机构。作为这样的医用图像诊断装置，例如可以举出仅具有PET摄像功能的PET装置、以及具有PET摄像机构和X射线CT摄影机构的PET/CT装置等。另外，本实施方式所涉及的医用图像诊断装置也可以具有至少进行SPECT(单光子发射CT(single photon emission CT))摄像的摄像机构。作为这样的医用图像诊断装置，例如可以举出仅具有SPECT摄像功能的SPECT装置、以及具有SPECT摄像机构和X射线CT摄影机构的SPECT/CT装置等。本实施方式所涉及的核医学诊断装置也能够适用于上述任何类型的装置，但为了具体进行以下的说明而设为PET/CT装置。
＜第1实施方式＞
图1是表示第1实施方式所涉及的核医学诊断装置1的构成的图，图2是表示核医学诊断装置1的相机60的配置的示意图。如图1及图2所示，核医学诊断装置1具有PET架台10、CT架台30、诊视床50、相机60及控制台70。此外，PET架台10及CT架台30被一体化而设置为PET/CT架台40。另外，典型地，PET/CT架台40及诊视床50设置于共通的检查室。相机60设置于检查室的天花板以对诊视床50上的被检体P进行摄影。但是，不限于天花板，相机60也可以设置于检查室的墙壁或者PET/CT架台40。控制台70设置于与检查室相邻的控制室。PET架台10是对被检体P进行PET摄像的摄像装置。CT架台30是对被检体P进行X射线CT摄影的摄影装置。诊视床50将载放作为摄像对象的被检体P的顶板53支承为移动自如。控制台70是对PET架台10、CT架台30及诊视床50进行控制的计算机。
如图1所示，PET架台10具有检测器环11、信号处理电路13及同时计数电路15。
检测器环11具有在绕中心轴Z的圆周上排列的多个伽玛射线检测器17。在检测器环11的开口部设定有图像视野(FOV：Field Of View)。被检体P被定位以使被检体P的摄像部位被包含在图像视野中。向被检体P施以由正电子发射核素标识的药剂。从正电子发射核素释放的正电子与周围的电子湮灭，产生一对湮灭伽玛射线。伽玛射线检测器17检测从被检体P的体内释放的湮灭伽玛射线，生成与检测出的湮灭伽玛射线的光量相应的电信号。例如，伽玛射线检测器17具有多个闪烁器和多个光电倍增管。闪烁器接受由于被检体P内的放射性同位素而引起的湮灭伽玛射线并产生光。光电倍增管产生与光的光量相应的电信号。产生的电信号被供给至信号处理电路13。
信号处理电路13基于伽玛射线检测器17的电信号生成单事件数据。具体而言，信号处理电路13实施检测时刻计测处理、位置计算处理及能量计算处理。信号处理电路13由构成为能够执行检测时刻计测处理、位置计算处理及能量计算处理的专用集成电路(Application Specific Integrated Circuit：ASIC)、现场可编程逻辑门阵列(FieldProgrammable Gate Array：FPGA)、其他复杂可编程逻辑设备(Complex ProgrammableLogic Device：CPLD)或简单可编程逻辑设备(Simple Programmable Logic Device：SPLD)实现。
在检测时刻计测处理中，信号处理电路13对伽玛射线检测器17检测出伽玛射线的检测时刻进行计测。具体而言，信号处理电路13监视来自伽玛射线检测器17的电信号的波峰值，计测波峰值超过预先设定的阈值的时刻作为检测时刻。换言之，信号处理电路13对波峰值超过阈值的情况进行检测，从而以电方式对湮灭伽玛射线进行检测。在位置计算处理中，信号处理电路13基于来自伽玛射线检测器17的电信号，计算湮灭伽玛射线的入射位置。湮灭伽玛射线的入射位置对应于湮灭伽玛射线所入射的闪烁器的位置坐标。在能量计算处理中，信号处理电路13基于来自伽玛射线检测器17的电信号，计算所检测出的湮灭伽玛射线的能量值。与单事件相关的检测时刻的数据、位置坐标的数据、能量值的数据被建立关联。与单事件相关的能量值的数据、位置坐标的数据、检测时刻的数据所成的组合，被称为单事件数据。在每次检测出湮灭伽玛射线时逐次生成单事件数据。生成的单事件数据被供给至同时计数电路15。
同时计数电路15对于来自信号处理电路13的单事件数据施以同时计数处理。作为硬件资源，同时计数电路15由构成为能够执行同时计数处理的ASIC、FPGA、CPLD或SPLD实现。在同时计数处理中，同时计数电路15从被反复供给的单事件数据之中，反复确定与处于预定的时间框内的2个单事件相关的单事件数据。将该成对的单事件推断为来源于从同一湮灭点产生的湮灭伽玛射线。将成对的单事件统称为同时计数事件。将检测出该湮灭伽玛射线的成对的伽玛射线检测器17(更详细而言是闪烁器)连结的线，被称为LOR(响应线(line of response))。与构成LOR的成对的事件相关的事件数据，被称为同时计数事件数据。同时计数事件数据和单事件数据被传送至控制台70。此外，在不特别区别同时计数事件数据与单事件数据时，称为PET事件数据。同时计数事件数据是基于从投放给被检体P的辐射源辐射的伽玛射线的检测数据的一例。此外，“从投放给被检体P的辐射源辐射的伽玛射线”，也可以称为“从被检体P辐射的伽玛射线”。另外，“辐射源”也可以称为“放射性同位素”。检测器环11、信号处理电路13及同时计数电路15是取得检测数据的取得部的一例。
此外，在上述构成中，信号处理电路13和同时计数电路15被包括在PET架台10中，但本实施方式不限定于此。例如，同时计数电路15、或者信号处理电路13和同时计数电路15双方也可以被包括在与PET架台10分体的装置中。另外，既可以对于PET架台10所搭载的多个信号处理电路13设置一个同时计数电路15，也可以将PET架台10所搭载的多个信号处理电路13划分为多个组，并对于各组设置一个同时计数电路15。
如图1所示，CT架台30具有X射线管31、X射线检测器32、旋转框架33、X射线高压装置34、CT控制装置35、楔形件36、准直器37及DAS38。
X射线管31产生X射线。具体而言，X射线管31包括真空管，该真空管保持产生热电子的阴极、以及接受从阴极飞行的热电子并产生X射线的阳极。X射线管31经由高压线缆而与X射线高压装置34连接。在阴极与阳极之间，由X射线高压装置34施加管电压。通过施加管电压，热电子从阴极朝向阳极飞行。通过热电子从阴极朝向阳极飞行从而流动管电流。通过从X射线高压装置34施加高压及供给灯丝电流，热电子从阴极朝向阳极飞行，热电子与阳极碰撞，由此产生X射线。
X射线检测器32检测从X射线管31产生并透射了被检体P的X射线，并向DAS38输出与检测出的X射线的剂量对应的电信号。X射线检测器32具有在通道方向上多个X射线检测元件排列而成的X射线检测元件列沿切片方向(列方向、row方向)排列多列而成的构造。X射线检测器32例如是具有格网、闪烁器阵列及光传感器阵列的间接转换型的检测器。闪烁器阵列具有多个闪烁器。闪烁器输出与入射X射线量相应的光量的光。格网配置在闪烁器阵列的X射线入射面侧，具有吸收散射X射线的X射线屏蔽板。光传感器阵列转换为与来自闪烁器的光的光量相应的电信号。作为光传感器，例如可以使用光电二极管或者光电倍增管。此外，X射线检测器32也可以是具有将入射X射线转换为电信号的半导体元件的直接转换型的检测器(半导体检测器)。
旋转框架33是将X射线管31和X射线检测器32支承为能够绕旋转轴Z旋转的圆环状的框架。具体而言，旋转框架33将X射线管31与X射线检测器32对置地支承。旋转框架33被固定框架(未图示)支承为能够绕旋转轴Z旋转。通过CT控制装置35，旋转框架33绕旋转轴Z旋转，从而使X射线管31和X射线检测器32绕旋转轴Z旋转。旋转框架33接受来自CT控制装置35的驱动机构的动力，绕旋转轴Z以一定的角速度旋转。在旋转框架33的开口部设定有图像视野(FOV)。
此外，在本实施方式中，将非倾斜状态下的旋转框架33的旋转轴或者诊视床50的顶板53的长度方向定义为Z轴方向，将与Z轴方向正交且相对于地面水平的轴方向定义为X轴方向，将与Z轴方向正交且相对于地面垂直的轴方向定义为Y轴方向。
X射线高压装置34具有变压器(Transformer)及整流器等电气电路，且具有产生向X射线管31施加的高压以及向X射线管31供给的灯丝电流的高压产生装置、以及进行与X射线管31所照射的X射线相应的输出电压的控制的X射线控制装置。高压产生装置既可以是变压器方式，也可以是逆变器方式。X射线高压装置34既可以设置于CT架台30内的旋转框架33，也可以设置于CT架台30内的固定框架(未图示)。
楔形件36调节向被检体P照射的X射线的剂量。具体而言，楔形件36使X射线衰减以使从X射线管31向被检体P照射的X射线的剂量成为预定的分布。例如，作为楔形件36，可以使用楔形滤波器(wedge filter)或蝴蝶结型滤波器(bow-tie filter)等这样的铝等的金属板。
准直器37对透射了楔形件36的X射线的照射范围进行限定。准直器37将屏蔽X射线的多个铅板支承为能够滑动，调节由多个铅板形成的狭缝的形态。
DAS38(数据采集系统(Data Acquisition System))从X射线检测器32读出与由X射线检测器32检测出的X射线的剂量相应的电信号，以可变的放大率对读出的电信号进行放大，在视期间中对电信号进行积累，从而采集具有与该视期间中的X射线的剂量相应的数字值的CT原始数据。DAS38例如由搭载有能够生成CT原始数据的电路元件的ASIC实现。CT原始数据经由非接触数据传送装置等被传送至控制台70。
CT控制装置35通过控制台70的处理电路73的摄像控制功能733，为了执行X射线CT摄影而对X射线高压装置34、DAS38进行控制。CT控制装置35具备具有CPU等的处理电路、以及马达及致动器等驱动机构。处理电路具有CPU、MPU(微处理器(Micro-Processing Unit))等处理器以及ROM、RAM等存储器，作为硬件资源。另外，CT控制装置35也可以由ASIC、FPGA、CPLD或SPLD实现。
此外，CT架台30是X射线管31和X射线检测器32作为一体在被检体P的周围旋转的旋转/旋转类型(Rotate/Rotate-Type)(第3代CT)的一例。
如图1所示，诊视床50载放作为扫描对象的被检体P，并使载放的被检体P移动。诊视床50在PET架台10与CT架台30中被共用。
诊视床50具备基台51、支承框架52、顶板53及诊视床驱动装置54。基台51设置于地面。基台51是将支承框架52支承为能够在相对于地面垂直的方向(Y轴方向)上移动的壳体。支承框架52是设置在基台51的上部的框架。支承框架52将顶板53支承为能够沿着中心轴Z滑动。顶板53是用于载放被检体P的具有柔软性的板。
诊视床驱动装置54被收存在诊视床50的壳体内。诊视床驱动装置54是产生用于使载放有被检体P的支承框架52和顶板53移动的动力的马达或者致动器。诊视床驱动装置54依照控制台70等的控制而动作。
PET架台10和CT架台30配置为PET架台10的开口的中心轴Z与CT架台30的开口的中心轴Z大致一致。诊视床50配置为顶板53的长轴与PET架台10及CT架台30的开口的中心轴Z平行。按照距诊视床50从近到远的顺序设置CT架台30及PET架台10。
如图1及图2所示，相机60与诊视床50对置地设置于检查室的天花板。具体而言，例如，相机60位于诊视床50及旋转轴Z的上方，以将与旋转轴Z垂直相交的方向作为摄影方向的方式设置于天花板。此外，设置相机60的位置预先被记录于控制台70。因此，通过将设置相机60的位置与使顶板53沿着旋转轴Z滑动的距离并用，能够将相机60的摄影图像与X射线CT图像之间的在旋转轴Z上的位置建立对应。但是不限于此，例如，也可以事先在诊视床50的支承框架52上打印刻度，基于摄影图像中映现的支承框架52的刻度、以及使顶板53滑动的距离，能够将摄影图像与X射线CT图像之间的位置建立对应。另外，相机60对诊视床50上的被检体P进行摄影，并将所得到的摄影图像向控制台70送出。该摄影图像被保存于控制台70内的存储器75。作为相机60，例如可以适宜地使用光学相机、3D相机、红外线相机、超声波传感器及太赫兹相机等。此外，在相机60是1台光学相机、1台红外线相机或者1台太赫兹相机的情况下，所得到的摄影图像成为由表现被检体P的位置及形状的区域和与该区域不同的外部区域构成的2D图像。在此，在相机60是红外线相机或者太赫兹相机的情况下，由于摄影与被检体P的体温和外部区域的温度相应的图像，因此与光学相机相比，能够抑制被检体表面的检查服的影响。“红外线相机及太赫兹相机”也可以称为“温度检测相机”或者“热图像相机”。另外，在相机60是3D相机或者超声波相机的情况下，所得到的摄影图像成为包括相机60与各个被检体P及诊视床50之间的距离信息的图像。此外，不限于此，相机60的台数也可以使用多台。在将多台相机60配置在大致相同位置的情况下，例如像光学相机和红外线相机那样配置种类相互不同的各个相机60，这种从相互补全而提高测定精度的观点出发是优选的。另外，在将多台相机60配置为具有相互正交的摄影方向的情况下，各个相机60既可以是种类相互相同的相机，也可以是种类相互不同的相机。在本实施方式中，使用1台3D相机作为相机60。
如图1所示，控制台70具有PET数据存储器71、CT数据存储器72、处理电路73、显示器74、存储器75及输入接口76。例如，经由总线(bus)进行PET数据存储器71、CT数据存储器72、处理电路73、显示器74、存储器75及输入接口76间的数据通信。
PET数据存储器71是存储从PET架台10传送的单事件数据及同时计数事件数据的存储装置。PET数据存储器71是HDD(硬盘驱动器(Hard Disk Drive))、SSD(固态驱动器(Solid State Drive))、集成电路存储装置等存储装置。
CT数据存储器72是存储从CT架台30传送的CT原始数据的存储装置。CT数据存储器72是HDD、SSD、集成电路存储装置等存储装置。
处理电路73按照从输入接口76输出的输入操作的电信号，对核医学诊断装置1整体的动作进行控制。例如，处理电路73具有CPU或MPU、GPU(图形处理单元(GraphicsProcessing Unit))等处理器、以及ROM、RAM等存储器，作为硬件资源。处理电路73通过执行从该存储器读出的各种程序，实现重构功能731、图像处理功能732、摄像控制功能733、相机图像取得功能734、衰减映射生成功能735及显示控制功能736。此外，重构功能731、图像处理功能732、摄像控制功能733、相机图像取得功能734、衰减映射生成功能735及显示控制功能736既可以通过一个基板的处理电路73安装，也可以通过多个基板的处理电路73而分散地安装。另外，作为各种程序，例如也可以包括用于使计算机实现如下功能的程序：取得与被检体P相关的X射线CT图像的功能、取得捕捉到与X射线CT图像对应的被检体P的位置及形状的相机图像的功能、基于相机图像和X射线CT图像生成衰减映射的功能、取得基于从投放给被检体P的辐射源辐射的伽玛射线的检测数据的功能、以及基于衰减映射和检测数据来重构图像的功能。另外，也可以从存储器75读出该程序。处理电路73内的存储器及存储器75分别是非易失性的计算机可读取的存储介质的一例。
在重构功能731中，处理电路73基于从CT架台30传送的CT原始数据，重构表现与被检体P相关的CT值的空间分布的X射线CT图像。作为图像重构算法，使用FBP(滤波反投影(filtered back projection))法或逐次近似重构法等现有的图像重构算法即可。除此之外，还可以使用对欠缺的正弦图的欠缺位置进行推测而扩展了能够重构的范围的扩展重构的技术。另外，处理电路73基于从PET架台10传送的同时计数事件数据、以及通过衰减映射生成功能735生成的衰减映射，重构表示投放给被检体P的正电子发射核素的分布的PET图像。另外，处理电路73也能够基于PET事件数据生成与PET摄像相关的定位图像，或者基于CT原始数据生成与X射线CT摄影相关的定位图像。此外，CT架台30、重构功能731及处理电路73是取得与被检体P相关的X射线CT图像的CT图像取得部的一例。重构功能731及处理电路73是基于衰减映射和检测数据重构图像(核医学图像)的重构部的一例。PET图像是被重构的图像的一例。
在图像处理功能732中，处理电路73对通过重构功能731重构的PET图像及X射线CT图像施以各种图像处理。例如，处理电路73基于经由输入接口76从操作者受理的输入操作，利用公知的方法将通过重构功能731生成的X射线CT图像数据转换为任意截面的断层像数据或3维图像数据(体数据)。体数据是具有3维空间中的CT值的分布信息的数据。此外，3维图像数据的生成也可以由重构功能731直接进行。另外，例如，处理电路73对PET图像及X射线CT图像施以体绘制、面体绘制、像素值投影处理、MPR(多平面重构(Multi-PlanerReconstruction))处理、CPR(曲面MPR(Curved MPR))处理等3维图像处理，来生成显示图像。
在摄像控制功能733中，处理电路73为了进行PET摄像而对PET架台10与诊视床50同步地进行控制。本实施方式所涉及的PET摄像设为使顶板53间歇性地移动并按每个采集区域采集PET事件数据的间歇移动扫描(步进扫描方式)。另外，处理电路73为了进行X射线CT摄影而对CT架台30与诊视床50同步地进行控制。在连续地进行PET摄像和X射线CT摄影的情况下，对PET架台10、CT架台30及诊视床50同步地进行控制。另外，处理电路73能够执行基于PET架台10的定位扫描(以下称为PET定位扫描)、基于CT架台30的定位扫描(以下称为CT定位扫描)。为了进行PET定位扫描，处理电路73对PET架台10与诊视床50同步地进行控制。为了进行CT定位扫描，处理电路73对CT架台30与诊视床50同步地进行控制。
在相机图像取得功能734中，处理电路73取得捕捉到与X射线CT图像对应的被检体P的位置及形状的相机图像。通过将存储器75内的摄影图像之中的与X射线CT图像对应的位置(Z轴上的位置)切出，从而取得相机图像。这样的相机图像是通过相机图像取得功能734从作为至少1个光学相机、3D相机、红外线相机、超声波传感器或太赫兹相机的相机60所摄影的摄影图像中取得的图像。相机图像取得功能734及处理电路73是相机图像取得部的一例。
在衰减映射生成功能735中，处理电路73基于通过相机图像取得功能734取得的相机图像、以及通过重构功能731重构的X射线CT图像，生成衰减映射。例如，处理电路73也可以基于相机图像，以从X射线CT图像中去除与被检体P的区域不同的伪影区域的方式对X射线CT图像进行更新，并基于该更新后的X射线CT图像生成衰减映射。在该情况下，衰减映射生成功能735也可以包括以下的功能(i)～(iv)。功能(i)、(ii)先执行哪一个都可以。
(i)根据是否为与被检体P相关的区域对X射线CT图像进行二值化来生成第1二值图像的处理。此外，第1二值图像也可以是根据X射线CT图像生成的第1衰减映射。
(ii)根据是否为被检体P的区域对相机图像进行二值化来生成掩模像的处理。此外，掩模像也可以称为表示是否为被检体P的区域的被检体构造信息。
(iii)基于掩模像，生成通过从第1二值图像所包括的与被检体P相关的区域中提取与被检体P的区域不同的伪影区域而得到的第2二值图像的处理。(iv)基于第2二值图像，以从X射线CT图像中去除与第2二值图像的伪影区域对应的区域的方式对X射线CT图像进行更新的处理。此外，在从X射线CT图像中去除与第2二值图像的伪影区域对应的区域的情况下，衰减映射生成功能735例如将从X射线CT图像中去除的区域的像素值，设为作为空气的－1000HU。
此外，上述提取及去除的“伪影区域”，是与被检体P的区域不同的区域，对应于比CT架台30的视野靠外侧的区域，容易由于扩展重构而产生伪影，因此称为“伪影区域”。加以补充，上述提取及去除的“伪影区域”不限于实际上在X射线CT图像内存在伪影的区域。因此，用语“伪影区域”也可以被解读为如“视为伪影区域”、“外侧区域”或者“扩展视野区域”等其他用语。
在显示控制功能736中，处理电路73将各种信息显示在显示器74上。例如，处理电路73显示通过重构功能731重构的PET图像和X射线CT图像。另外，例如，处理电路73也可以显示通过衰减映射生成功能735更新后的X射线CT图像。另外，例如，处理电路73也可以显示存储器75内的摄影图像，也可以显示通过相机图像取得功能734取得的相机图像。
显示器74接受显示控制功能736中的处理电路73的控制，显示各种信息。作为显示器74，例如能够适宜地利用CRT(阴极射线管(Cathode Ray Tube))显示器、液晶显示器、有机EL(电致发光(Electro-Luminescence))显示器、LED(发光二极管(Light EmittingDiode))显示器、等离子体显示器、或者本技术领域中已知的其他任意的显示器。
存储器75是存储各种信息的HDD、SSD、集成电路存储装置等存储装置。另外，存储器75也可以是与CD-ROM(紧凑盘只读存储器(Compact Disk Read Only Memory))驱动器、DVD(数字通用盘(Digital Versatile Disc))驱动器、闪存等可移动性存储介质之间读写各种信息的驱动装置等。存储器75例如存储从相机60送出的摄影图像。
输入接口76输入来自用户的各种指令。具体而言，输入接口76与输入设备连接。作为输入设备，能够利用键盘、鼠标、轨迹球、操纵杆、触摸板、使显示画面与触摸板一体化而成的触摸屏、使用了光学传感器的非接触输入电路、语音输入电路以及各种开关等。输入接口76将来自输入设备的输出信号经由总线供给至处理电路73。此外，在本说明书中，输入接口76不仅限于具备鼠标、键盘等物理性的操作部件。例如，从与装置分体设置的外部的输入设备接受与输入操作对应的电信号并将该电信号向处理电路73输出的电信号的处理电路，也被包括在输入接口76的例子中。
接下来，使用图3及图4的流程图以及图5至图9的示意图说明如上构成的核医学诊断装置1的动作。遵循PET/CT检查的流程来叙述以下的说明。PET/CT检查设为进行PET摄像和X射线CT摄影双方的医用检查。
如图3所示，在步骤ST10中，相机60例如与设置于PET/CT架台40的操作面板的操作相应地，对支承框架52所支承的顶板53上的被检体P进行摄影，并将摄影图像向控制台70送出。在摄影图像中，例如在仰卧的被检体P的两侧映现着支承框架52。此外，顶板53例如被被检体P遮挡而不映现在摄影图像中。但是不限于此，也可以在被检体P的两侧以顶板53及支承框架52的顺序映现在摄影图像中。
在步骤ST10之后，在步骤ST20中，处理电路73对CT架台30和诊视床50同步地进行控制，通过CT架台30执行CT定位扫描。CT定位扫描是用于采集为了对摄像范围进行确认及设定等而提供的被检体P的全身图像的X射线CT摄影。作为CT定位扫描，能够适用扫描照相(scanography)或螺旋扫描。在X射线管31及X射线检测器32的旋转角度固定的条件下，由X射线管31进行X射线照射以及由X射线检测器32进行X射线检测，同时使顶板53滑动，从而进行扫描照相。X射线管31及X射线检测器32的旋转角度典型地被固定为被检体P的正面方向或者侧面方向。在X射线管31及X射线检测器32高速旋转的条件下，由X射线管31进行X射线照射以及由X射线检测器32进行X射线检测，同时使顶板53滑动，从而进行螺旋扫描。
另外，处理电路73基于通过定位扫描而采集的CT原始数据生成CT定位图像，并使该CT定位图像显示在显示器74上。由此，用户能够更详细地确认PET图像的采集区域与被检体P的位置关系，并根据需要对采集区域进行微调。
然后，处理电路73对CT架台30和诊视床50同步地进行控制，由CT架台30执行CT摄影。
在步骤ST20之后，在步骤ST30中，处理电路73基于通过X射线CT摄影而采集的CT原始数据，重构X射线CT图像。此外，在该重构中，使用对欠缺的正弦图的欠缺位置进行推测来扩展能够重构的范围的扩展重构的技术。但是，伴随着扩展重构，X射线CT图像在被检体P的区域的周围包括容易产生伪影的伪影区域。通过这样的步骤ST20～ST30，处理电路73取得与被检体P相关的X射线CT图像。
在步骤ST30之后，在步骤ST40中，处理电路73取得捕捉到与X射线CT图像对应的被检体P的位置及形状的相机图像。例如，处理电路73将存储器75内的摄影图像之中的与X射线CT图像对应的位置切出，来取得相机图像。
在步骤ST40之后，在步骤ST50中，处理电路73基于取得的相机图像，以从X射线CT图像中去除与被检体P的区域不同的伪影区域的方式对X射线CT图像进行更新。如图4～图9所示，通过步骤ST51～ST54执行该步骤ST50。
在步骤ST51中，如图4及图5所示，处理电路73根据是否为与被检体P相关的区域，对X射线CT图像ct1进行二值化来生成第1二值图像bin1。第1二值图像bin1将X射线CT图像ct1之中的与被检体P相关的区域表现为“1”，且将X射线CT图像ct1之中的不同于与被检体P相关的区域的区域表现为“0”。此外，第1二值图像bin1也可以是根据X射线CT图像ct1生成的第1衰减映射。在图5中，第1二值图像bin1具有表现被检体P、伪影art及顶板53的区域，作为与被检体P相关的区域。加以补充，第1二值图像bin1在大致中央存在大致椭圆状的被检体P的区域，在被检体P的左右侧存在伪影atf的区域，在被检体P的下方存在顶板53的区域。此外，对顶板53进行支承的支承框架52不在PET/CT架台40内滑动，因此不被映现在X射线CT图像ct1及第1二值图像bin1内。
在步骤ST51之后，在步骤ST52中，如图4及图6所示，处理电路73根据是否为被检体P的区域，对从摄影图像g1中取得的相机图像g2进行二值化来生成掩模像mk1或者掩模像mk2。掩模像mk1、mk2将相机图像g2之中的被检体P的区域表现为“1”，且将相机图像g2之中的与被检体P的区域不同的伪影区域表现为“0”。另外，掩模像mk1是在摄影图像g1及相机图像g2为2D图像的情况下的例子。
另一方面，掩模像mk2是在摄影图像g1及相机图像g2是包括距离信息的图像的情况下基于相机图像g2生成的二值化图像。在此，相机图像g2还捕捉到了载放有被检体P的诊视床50。在该情况下，例如，处理电路73基于相机图像g2内的诊视床50、以及预先设定的与诊视床50的形状相关的信息，检测被检体P与诊视床50的边界，将相对于该边界而与被检体P相反的一侧作为与被检体P不同的区域的一部分，来生成掩模像mk2。具体而言，例如图7所示，处理电路73基于位于相机图像g2的中央的被检体P的区域，生成包括与从相机60到被检体P的距离建立了对应的曲线的图像mk21。另外，处理电路73基于位于相机图像g2的两端的支承框架52的区域，与从相机60到支承框架52的距离相应地，对支承框架52及顶板53的表面形状进行对位。此外，支承框架52及顶板53的表面形状的数据预先被保存于存储器75。支承框架52及顶板53的表面形状的数据是与诊视床50的形状相关的信息的一例。由此，处理电路73生成描绘了支承框架52及顶板53的表面形状的掩模像mk22。接下来，处理电路73将2个掩模像mk21、mk22重叠并合成，删除支承框架52的表面形状，且描绘将顶板53的表面形状的端部与被检体P的曲线的端部连结的曲线Le，来生成合成图像mk23。然后，处理电路73将合成图像mk23所具有的闭曲线的内部用被检体P的区域的“1”来表现，将闭曲线的外部用伪影区域的“0”来表现，从而生成掩模像mk2。在步骤ST52中，设为生成了掩模像mk2。
在步骤ST52之后，在步骤ST53中，如图4所示，处理电路73取得第1二值图像bin1与掩模像mk2的差分，并提取伪影区域。即，处理电路73如图8所示，基于掩模像mk2，生成从第1二值图像bin1所包括的与被检体P相关的区域中提取了与被检体P的区域不同的伪影区域而得到的第2二值图像bin2。在图8中，在第1二值图像bin1中，将与被检体P相关的区域表现为白区域“1”，且将不同于与被检体P相关的区域的区域表现为黑区域“0”。另外，在掩模像mk2中，将被检体P的区域表现为白区域“1”，且将伪影区域表现为黑区域“0”。由此，作为(1)～(4)的4种运算来执行差分运算。
(1)从第1二值图像bin1内的黑区域“0”减去掩模像mk2内的黑区域“0”的运算(在图中，黑－黑＝黑(0))。
(2)从第1二值图像bin1内的白区域“1”减去掩模像mk2内的黑区域“0”的运算(在图中，白－黑＝白(1))。
(3)从第1二值图像bin1内的白区域“1”减去掩模像mk2内的白区域“1”的运算(在图中，白－白＝黑(0))。
(4)从第1二值图像bin1内的黑区域“0”减去掩模像mk2内的白区域“1”的运算(在图中，黑－白＝黑(0))。在(4)的情况下，为了配合第2二值图像bin2的二值“0”、“1”，替代单纯的相减结果“－1”(＝0－1)而使用与二值图像相应的相减结果“0”。第2二值图像bin2不包括被检体P的区域，而包括表现伪影atf及顶板53的伪影区域。第2二值图像bin2将第1二值图像bin1的与被检体P相关的区域之中的伪影区域表现为“1”，且将第1二值图像bin1的与被检体P相关的区域之中的被检体P的区域表现为“0”。另外，作为第2二值图像bin2，利用“0”来表现第1二值图像bin1的与被检体P相关的区域。此外，第2二值图像bin2是二值图像，因此在第2二值图像bin2中，虽然与第1二值图像bin1的与被检体P相关的区域不同的区域的一部分成为“－1”，但该区域也表现为“0”。此外，在图8中，虚线x1、x2对应于掩模像mk2、第1二值图像bin1及第2二值图像bin2的x坐标值。
在步骤ST53之后，在步骤ST54中，处理电路73如图4及图9所示，基于第2二值图像bin2，以从X射线CT图像ct1中去除与第2二值图像bin2的伪影区域“1”对应的区域的方式对X射线CT图像ct1进行更新。更新后的X射线CT图像ct2包括被检体P的区域，而不包括伪影atf及顶板53的区域。另外，处理电路73将更新后的X射线CT图像ct2保存至存储器75。由此，由步骤ST51～ST54构成的步骤ST50结束。
返回图3，在步骤ST60中，处理电路73依照在步骤ST20中进行了微调的采集区域，对PET架台10与诊视床50同步地进行控制，通过PET架台10执行步进扫描方式的PET摄像。通过该PET摄像，采集同时计数事件数据。
在步骤ST60之后，在步骤ST70中，处理电路73基于在步骤ST50中更新后的X射线CT图像，生成衰减映射。
在步骤ST70之后，在步骤ST80中，处理电路73基于衰减映射和同时计数事件数据，重构PET图像。然后，处理电路73将X射线CT图像和PET图像显示在显示器74上。由此，PET/CT检查结束。
如上所述，根据第1实施方式，取得与被检体相关的X射线CT图像，并取得捕捉到与X射线CT图像对应的被检体的位置及形状的相机图像，基于相机图像和X射线CT图像，生成衰减映射。另外，取得基于从投放给被检体的辐射源辐射的伽玛射线的检测数据，基于衰减映射和检测数据来重构图像。像这样，通过构成为基于捕捉到与X射线CT图像对应的被检体的位置及形状的相机图像、以及X射线CT图像来生成衰减映射，能够减小由于X射线CT图像所包括的意外的构造而对图像造成的不良影响。
加以补充，例如，在3维的X射线CT图像数据(体数据)中，有可能由于在扩展重构中推断正弦图而引起伪影(意外的构造)在被检体的外周部产生，并在被检体的外侧的全部方向上被观察到。这种伪影在对体数据进行切片而得到的每个2维的X射线CT图像中被观察到。例如，在2维的X射线CT图像包括伪影的产生位置的情况下，该伪影被观察到从X射线CT图像内的被检体的外周部延长。另外，例如，在2维的X射线CT图像从伪影的产生位置分离的情况下，该伪影在从X射线CT图像内的被检体稍微分离的位置被观察到。无论如何，都需要减轻X射线CT图像内的伪影。根据第1实施方式，基于相机图像，无论是从被检体的外周部延长的伪影还是从被检体稍微分离的伪影，都能够从X射线CT图像中使该伪影减轻。因此，通过基于减轻伪影后的图像实施核医学图像的重构，能够提高核医学诊断装置的画质/定量值。
另外，根据第1实施方式，基于相机图像，以从X射线CT图像中去除与被检体的区域不同的伪影区域的方式对X射线CT图像进行更新，并基于该更新后的X射线CT图像生成衰减映射。因此，通过构成为根据去除伪影区域后的X射线CT图像生成衰减映射，与上述的效果同样，能够减小由于X射线CT图像的伪影对核医学图像造成的不良影响。
另外，根据第1实施方式，根据是否为与被检体相关的区域，对X射线CT图像进行二值化来生成第1二值图像，根据是否为被检体的区域，对相机图像进行二值化来生成掩模像。另外，基于掩模像，生成从第1二值图像所包括的与被检体相关的区域中提取了与被检体的区域不同的伪影区域而得到的第2二值图像。另外，基于第2二值图像，以从X射线CT图像中去除与第2二值图像的伪影区域对应的区域的方式对X射线CT图像进行更新。因此，除了上述的效果之外，通过构成为使用二值图像进行处理，能够比较容易地从X射线CT图像中去除与第2二值图像的伪影区域对应的区域。
另外，根据第1实施方式，第1二值图像也可以是根据X射线CT图像生成的第1衰减映射。在该情况下，也能够得到与上述的效果同样的效果。
另外，根据第1实施方式，相机图像还捕捉到了载放有被检体的诊视床。另外，基于相机图像内的诊视床、以及预先设定的与诊视床的形状相关的信息，检测被检体与诊视床的边界，将相对于边界而与被检体相反的一侧作为与被检体不同的区域的一部分来生成掩模像。由此，除了上述的效果之外，还使用相机图像中未映现的被检体与诊视床的边界来生成掩模像，因此能够提高用于去除伪影区域的掩模像的准确性。
另外，根据第1实施方式，相机图像是由处理电路73从至少1个光学相机、3D相机、红外线相机、超声波传感器或者太赫兹相机取得的图像。因此，除了上述的效果之外，还能够从各种相机等取得相机图像，因此能够容易地安装。
另外，根据第1实施方式，基于衰减映射和检测数据而重构的图像是PET图像，因此与上述的效果同样，能够减小由于X射线CT图像的伪影对PET图像造成的不良影响。
另外，根据第1实施方式，核医学诊断装置是使PET装置与X射线CT装置一体化而成的PET/CT装置，因此与上述的效果同样，能够减小由于X射线CT图像的伪影对PET图像造成的不良影响。
此外，第1实施方式在提取伪影区域时使用了在相机60的摄影图像包括距离信息的情况下生成的掩模像mk2，但不限于此。例如图10所示，在提取伪影区域时也可以使用在相机60的摄影图像不包括距离信息的情况下生成的掩模像mk1。在图10中，掩模像mk1将被检体P的区域表现为白区域“1”，且将伪影区域表现为黑区域“0”。在该情况下，在步骤ST53中，处理电路73基于掩模像mk1，生成从第1二值图像bin1所包括的与被检体P相关的区域中提取了与被检体P的区域不同的伪影区域而得到的第2二值图像bin3。差分运算与上述同样，以从第1二值图像bin1内的黑区域“0”或者白区域“1”减去掩模像mk1内的黑区域“0”或者白区域“1”的方式执行差分运算。另外，在从第1二值图像bin1内的黑区域“0”减去掩模像mk1内的白区域“1”的运算(在图中，黑－白＝黑(0))的情况下，也同样替代单纯的相减结果“－1”(＝0－1)而使用与二值图像相应的相减结果“0”。第2二值图像bin3不包括被检体P及顶板53的区域，而包括表现伪影atf的伪影区域。第2二值图像bin3将第1二值图像bin1的与被检体P相关的区域“1”之中的伪影区域表现为“1”，且将第1二值图像bin1的与被检体P相关的区域“1”之中的被检体P及顶板53的区域表现为“0”。此外，在图10中，虚线x1、x2对应于掩模像mk1、第1二值图像bin1及第2二值图像bin3的x坐标值。另外，掩模像mk1仅为x轴方向的1维，因此第2二值图像bin3与图8的例子不同，无法提取位于与被检体P重叠的x坐标的区域的顶板53的区域。但是，与X射线CT图像内的伪影atf相比，X射线CT图像内的顶板53对核医学图像的不良影响较小。因此，即使是在相机60的摄影图像不包括距离信息的情况下生成的掩模像，虽然比第1实施方式稍差，但也能够得到同样的效果。
＜第2实施方式＞
第2实施方式是第1实施方式的变形例，不对X射线CT图像进行更新，而对根据X射线CT图像生成的衰减映射进行更新。另外，第2实施方式在PET采集之前不进行该更新，而作为PET重构的预处理对衰减映射进行更新。
与此相伴，处理电路73的衰减映射生成功能735根据X射线CT图像生成第1衰减映射，基于相机图像，从第1衰减映射中去除与被检体P的区域不同的伪影区域，从而生成(更新)衰减映射。
例如，衰减映射生成功能735根据是否为与被检体P相关的区域，对X射线CT图像进行二值化来生成第1衰减映射。另外，衰减映射生成功能735根据是否为被检体P的区域，对相机图像进行二值化来生成掩模像。另外，衰减映射生成功能735基于掩模像，从第1衰减映射所包括的与被检体P相关的区域中去除与被检体P的区域不同的伪影区域，从而生成衰减映射。另外，在从第1衰减映射中去除伪影区域的情况下，衰减映射生成功能735例如将第1衰减映射的伪影区域的像素值设为0。
其他构成与第1实施方式同样。
接下来，使用图11及图13的流程图以及图12、图14及图15的示意图，说明如上构成的核医学诊断装置1的动作。
如图11所示，与上述同样地执行步骤ST10～ST30。由此，相机60的摄影图像保存在存储器75内，通过X射线CT摄影而得到的X射线CT图像被处理电路73取得。
在步骤ST30之后，与上述不同，执行步骤ST60。在步骤ST60中，处理电路73与上述同样，对PET架台10与诊视床50同步地进行控制，并通过PET架台10执行步进扫描方式的PET摄像。通过该PET摄像，采集同时计数事件数据。
在步骤ST60之后，在步骤ST40a中，处理电路73取得捕捉到与X射线CT图像对应的被检体P的位置及形状的相机图像。例如，处理电路73通过将存储器75内的摄影图像之中的与X射线CT图像对应的位置切出来取得相机图像。
在步骤ST40a之后，在步骤ST70a中，处理电路73如图11及图12所示，处理电路73根据是否为与被检体P相关的区域，对X射线CT图像ct1进行二值化来生成第1衰减映射att1。第1衰减映射att1将X射线CT图像ct1之中的与被检体P相关的区域表现为“1”，且将X射线CT图像ct1之中的不同于与被检体P相关的区域的区域表现为“0”。此外，第1衰减映射att1具有表现被检体P、伪影art及顶板53的区域作为与被检体P相关的区域。加以补充，第1衰减映射att1在大致中央存在大致椭圆状的被检体P的区域，在被检体P的左右侧存在伪影atf的区域，在被检体P的下方存在顶板53的区域。此外，对顶板53进行支承的支承框架52不在PET/CT架台40内滑动，因此不被映现在X射线CT图像ct1及第1衰减映射att1内。
在步骤ST70a之后，在步骤ST71a中，处理电路73基于相机图像，从第1衰减映射att1中去除与被检体P的区域不同的伪影区域，从而生成衰减映射。该步骤ST71a如图13～图15所示，通过步骤ST71a1～ST71a2执行。
在步骤ST71a1中，如图13及图14所示，处理电路73根据是否为被检体P的区域，对从摄影图像g1中取得的相机图像g2进行二值化来生成掩模像mk1a或者mk2a。掩模像mk1a、mk2a将相机图像g2之中的被检体P的区域表现为“0”，且将相机图像g2之中的与被检体P的区域不同的伪影区域表现为“1”。另外，掩模像mk1a是在摄影图像g1及相机图像g2为2D图像的情况下的例子。
另一方面，掩模像mk2a是在摄影图像g1及相机图像g2是包括距离信息的图像的情况下基于相机图像g2生成的二值化图像。在此，相机图像g2还捕捉到了载放有被检体P的诊视床50。在该情况下，例如，处理电路73基于相机图像g2内的诊视床50、以及预先设定的与诊视床50的形状相关的信息，检测被检体P与诊视床50的边界，将相对于该边界而与被检体P相反的一侧作为与被检体P不同的区域的一部分来生成掩模像mk2a。例如图7所示，生成图像mk21、mk22及合成图像mk23，将合成图像mk23所具有的闭曲线的内部用被检体P的区域的“0”来表现，而将闭曲线的外部用伪影区域的“1”来表现，从而生成掩模像mk2a。在步骤ST71a1中，设为生成了掩模像mk2a。
在步骤ST71a1之后，在步骤ST71a2中，如图15所示，处理电路73取得第1衰减映射att1与掩模像mk2a的差分，去除伪影区域。此外，在图15中，虚线x1、x2对应于掩模像mk2a，第1衰减映射att1及衰减映射att2的x坐标值。即，处理电路73基于掩模像mk2a，从第1衰减映射att1所包括的与被检体P相关的区域中去除与被检体P的区域不同的伪影区域，从而生成衰减映射att2。差分运算与上述同样，以从第1衰减映射att1内的黑区域“0”或者白区域“1”减去掩模像mk2a内的黑区域“0”或者白区域“1”的方式执行差分运算。另外，在从第1衰减映射att1内的黑区域“0”减去掩模像mk2a内的白区域“1”的运算(在图中，黑－白＝黑(0))的情况下，同样替代单纯的相减结果“－1”(＝0－1)而使用与二值图像相应的相减结果“0”。衰减映射att2包括被检体P的区域，而不包括表现伪影atf及顶板53的伪影区域。衰减映射att2将衰减映射att1之中的被检体P的区域表现为“1”，且将衰减映射att1之中的伪影区域表现为“0”。另外，处理电路73将第1衰减映射att1更新为衰减映射att2，并将更新后的衰减映射att2保存至存储器75。由此，由步骤ST71a1～ST71a2构成的步骤ST71a结束。
返回图11，在步骤ST71a之后，在步骤ST80中，处理电路73基于更新后的衰减映射、以及同时计数事件数据，重构PET图像。然后，处理电路73将X射线CT图像和PET图像显示在显示器74上。由此，PET/CT检查结束。
如上所述，根据第2实施方式，根据X射线CT图像生成第1衰减映射，基于相机图像从第1衰减映射中去除与被检体的区域不同的伪影区域，从而生成衰减映射。因此，除了第1实施方式的效果之外，还能够在PET摄像之前不对X射线CT图像进行更新，而作为PET重构的预处理使衰减映射内的伪影区域减轻。另外，通过基于减轻伪影后的衰减映射实施核医学图像的重构，能够提高核医学诊断装置的画质/定量值。
另外，根据第2实施方式，根据是否为与被检体相关的区域，对X射线CT图像进行二值化来生成第1衰减映射，根据是否为被检体的区域，对相机图像进行二值化来生成掩模像。另外，基于掩模像，从第1衰减映射所包括的与被检体相关的区域中去除与被检体的区域不同的伪影区域，从而生成衰减映射。因此，通过构成为使用二值化后的掩模像进行处理，能够比较容易地从衰减映射中去除伪影区域。
此外，第2实施方式在提取伪影区域时使用了在相机60的摄影图像包括距离信息的情况下生成的掩模像mk2a，但不限于此。例如图16所示，也可以在提取伪影区域时使用在相机60的摄影图像不包括距离信息的情况下生成的掩模像mk1a。在图16中，掩模像mk1a将被检体P的区域表现为黑区域“0”，而将伪影区域表现为白区域“1”。在该情况下，处理电路73基于掩模像mk1a，生成从第1衰减图像att1所包括的与被检体P相关的区域中去除了与被检体P的区域不同的伪影区域的一部分而得到的衰减映射att3。差分运算与上述同样，以从第1衰减映射att1内的黑区域“0”或者白区域“1”减去掩模像mk1a内的黑区域“0”或者白区域“1”的方式执行差分运算。另外，在从第1衰减映射att1内的黑区域“0”减去掩模像mk1a内的白区域“1”的运算(在图中，黑－白＝黑(0))的情况下，同样替代单纯的相减结果“－1”(＝0－1)而使用与二值图像相应的相减结果“0”。衰减映射att3除了包括被检体P的区域之外，不包括伪影区域之中的伪影atf的区域，而包括顶板53的区域。衰减映射att3将第1衰减映射att1的与被检体P相关的区域“1”之中的伪影区域表现为“0”，且将第1衰减映射att1的与被检体P相关的区域“1”之中的被检体P及顶板53的区域表现为“1”。此外，在图16中，虚线x1、x2对应于掩模像mk1、第1衰减映射att1及衰减映射att3的x坐标值。另外，掩模像mk1a仅为x轴方向的1维，因此衰减映射att3与图15的例子不同，无法去除位于与被检体P重叠的x坐标的区域的顶板53的区域。但是，与X射线CT图像内的伪影atf相比，X射线CT图像内的顶板53对核医学图像的不良影响较小。因此，即使是在相机60的摄影图像不包括距离信息的情况下生成的掩模像，虽然比第2实施方式稍差，但也能够得到同样的效果。
另外，第2实施方式在通过PET摄像采集同时计数事件数据之后，从衰减映射中去除伪影区域，但不限定于此。例如图17所示，也可以在通过PET摄像采集同时计数事件数据之后，执行取得与X射线CT图像对应的相机图像的处理(步骤ST40a)、以及基于相机图像对X射线CT图像进行更新的处理(步骤ST50a)。步骤ST40a、ST50a分别是与第1实施方式的步骤ST40、ST50同样的处理。作为这样的变形例，除了第1实施方式的效果之外，还能够在PET摄像之前不对X射线CT图像进行更新，而作为PET重构的预处理使衰减映射内的伪影区域减轻。
另外，第1及第2实施方式都仅利用诊视床50的上方的天花板上配置的相机60对被检体P进行摄像，但不限定于此。例如图18所示，也可以利用天花板上配置的相机60、以及诊视床50的侧方的壁w1上配置的相机60这2台相机，从上方及侧方对被检体P进行摄像。此外，追加的相机60具体而言，例如位于诊视床50及旋转轴Z的侧方，以将与旋转轴Z垂直相交的方向作为摄影方向的方式设置在壁w1上。此外，在诊视床50中的支承框架52的侧方，如图18及图19所示，既可以形成有表示顶板53的底部53b的高度的直线部Lb，也可以以直线部Lb为边界在上下的侧面具有相互不同的着色。但是不限于此，也可以根据对支承框架52的侧方进行摄影而得到的摄影图像，基于预先设定的支承框架52的顶部与顶板53的底部53b之间的高低差，计算顶板53的底部53b的高度。另外，设置各个相机60的位置预先被记录于控制台70。在该情况下，作为2台相机，例如能够适宜地使用不具有距离信息的光学相机、红外线相机及太赫兹相机等。但是不限于此，也可以设置2台具有距离信息的相机，来提高掩模像的精度。此外，在光学相机、红外线相机及太赫兹相机的情况下，所得到的摄影图像成为由表现被检体P的位置及形状的区域和与该区域不同的外部区域构成的2D图像。另外，从摄影图像切出的相机图像也成为2D图像。
因此，在第1实施方式的步骤ST52中，处理电路73如图6所示，根据是否为被检体P的区域，对从天花板上配置的相机60所摄影的摄影图像g1取得的相机图像g2进行二值化来生成掩模像mk1。除此之外，在步骤ST52中，处理电路73如图20所示，根据是否为被检体P的区域，对从壁w1上配置的相机60所摄影的摄影图像g3取得的相机图像g4进行二值化来生成掩模像mk3。此外，在掩模像mk3之中，并非被检体P的区域的上方及下方的区域之中的下方的区域是比上述的直线部Lb靠下的区域。掩模像mk3将相机图像g4之中的被检体P的区域表现为“1”，且将相机图像g4之中的与被检体P的区域不同的伪影区域表现为“0”。
另外，在步骤ST53中，处理电路73如图10所示，基于掩模像mk1，生成从第1二值图像bin1所包括的与被检体P相关的区域“1”中提取了与被检体P的区域不同的伪影区域“1”而得到的第2二值图像bin3。除此之外，在步骤ST53中，处理电路73如图21所示，基于掩模像mk3，生成从第1二值图像bin1所包括的与被检体P相关的区域“1”中提取了与被检体P的区域不同的伪影区域“1”而得到的第2二值图像bin4。第2二值图像bin4将第1二值图像bin1的与被检体P相关的区域“1”之中的被检体P、伪影aft、以及比顶板53的底部靠上方的区域表现为黑区域“0”，且将第1二值图像bin1的与被检体P相关的区域“1”之中的比顶板53的底部靠下方的区域表现为白区域“1”。该比顶板53的底部靠下方的白区域“1”是第2二值图像bin4的伪影区域“1”。顶板53的底部也可以称为被检体P的底部。
然后，在步骤ST54中，如图22所示，基于2个第2二值图像bin3、bin4，以从X射线CT图像ct1中去除与第2二值图像bin3、bin4的伪影区域“1”对应的区域的方式对X射线CT图像ct1进行更新。更新后的X射线CT图像ct3包括被检体P的区域，而不包括伪影atf以及比顶板53的底部53b靠下方的区域。另外，处理电路73将更新后的X射线CT图像ct3保存至存储器75。以下，与第1实施方式同样执行处理。因此，如图22所示，能够去除第2二值图像bin4的伪影区域“1”的量的、比图10的例子稍大的范围的伪影区域。
另一方面，在适用于第2实施方式的情况下，在步骤ST71a1中，处理电路73如图14所示，根据是否为被检体P的区域，对从天花板上配置的相机60所摄影的摄影图像g1取得的相机图像g2进行二值化来生成掩模像mk1a。除此之外，在步骤ST71a1中，处理电路73如图20所示，根据是否为被检体P的区域，对从壁w1上配置的相机60所摄影的摄影图像g3取得的相机图像g4进行二值化来生成掩模像mk3a。此外，在掩模像mk3a之中，并非被检体P的区域的上方及下方的区域之中的下方的区域是比上述的直线部Lb靠下的区域。掩模像mk3a将相机图像g4之中的被检体P的区域表现为“0”，且将相机图像g4之中的与被检体P的区域不同的伪影区域表现为“1”。
另外，在步骤ST71a2中，如图16所示，处理电路73基于掩模像mk1a，从第1衰减映射att1内的与被检体P相关的区域中去除与被检体P的区域不同的伪影区域，生成衰减映射att3。除此之外，在步骤ST71a2中，如图23所示，处理电路73基于掩模像mk3a，从衰减映射att3内的与被检体P相关的区域中去除与被检体P的区域不同的伪影区域，生成衰减映射att4。生成的衰减映射att4包括被检体P的区域，而不包括伪影atf以及比顶板53的底部53b靠下方的区域。衰减映射att4将衰减映射att3的与被检体P相关的区域“1”之中的被检体P、伪影aft、以及比顶板53的底部靠上方的区域表现为白区域“1”，且将衰减映射att3的与被检体P相关的区域“1”之中的比顶板53的底部靠下方的区域表现为黑区域“0”。因此，如图23所示，能够不包括比顶板53的底部53b靠下方的区域地去除比图16的例子更大的范围的伪影区域。
另外，第1及第2实施方式以及各变形例以核医学诊断装置是PET/CT装置且核医学图像是PET图像的情况为例进行了说明，但如上所述，不限定于此。例如，在核医学诊断装置是使SPECT装置与X射线CT装置一体化而成的SPECT/CT装置，且核医学图像是SPECT图像的情况下，也能够得到与第1及第2实施方式同样的作用效果。
另外，第1及第2实施方式以及各变形例以核医学诊断装置是PET/CT装置的情况为例进行了说明，但如上所述，不限定于此。例如，核医学诊断装置也可以由PET装置、SPECT装置、以及使SPECT装置与X射线CT装置一体化而成的SPECT/CT装置之中的任一个实现。例如，图24表示核医学诊断装置1是PET装置的情况下的构成。在图24中，核医学诊断装置1与图1所示的PET/CT装置的构成相比，省略了CT架台30及CT数据存储器72等与CT装置相关的构成，对处理电路73附加了CT图像取得功能733a。该CT图像取得功能733a取得由与核医学诊断装置1分体的CT装置(未图示)进行X射线CT摄影而得到的与被检体P相关的X射线CT图像，并将该X射线CT图像保存至存储器75。具体而言，例如，在CT图像取得功能733a中，处理电路73经由未图示的网络，从外部的CT装置或者服务器装置取得与被检体P相关的X射线CT图像。CT图像取得功能733a及处理电路73是CT图像取得部的其他一例。其他构成与第1及第2实施方式是同样的。像这样，即使核医学诊断装置1是从外部取得X射线CT图像的PET装置，也能够得到与第1及第2实施方式同样的效果。这在核医学诊断装置1是SPECT装置且重构的图像(核医学图像)是SPECT图像的情况下也是同样的。
根据以上说明的至少一个实施方式，能够减小由于X射线CT图像所包括的意外的构造而对图像造成的不良影响。
在上述说明时使用的用语“处理器”，例如意味着CPU(中央处理单元(centralprocessing unit))、GPU(图形处理单元(Graphics Processing Unit))、或者专用集成电路(Application Specific Integrated Circuit：ASIC)、可编程逻辑设备(例如简单可编程逻辑设备(Simple Programmable Logic Device：SPLD)、复杂可编程逻辑设备(ComplexProgrammable Logic Device：CPLD)及现场可编程逻辑门阵列(Field Programmable GateArray：FPGA))等电路。在处理器例如是CPU的情况下，处理器通过将存储电路中保存的程序读出并执行来实现功能。另一方面，在处理器例如是ASIC的情况下，不是将程序保存于存储电路，而是将该功能作为逻辑电路直接组装入处理器的电路内。此外，本实施方式的各处理器不限于按每个处理器作为单一的电路构成的情况，也可以将多个独立的电路组合而构成为1个处理器，并实现其功能。进而，也可以将图1或者图24中的多个构成要素统合至1个处理器来实现其功能。
以上说明了本发明的几个实施方式，但这些实施方式作为例子来提示，其意图不在于对发明的范围进行限定。这些实施方式能够以其他各种方式实施，在不脱离发明的主旨的范围内能够进行各种省略、置换、变更。这些实施方式及其变形包含在发明的范围或主旨中，并包含在权利要求书所记载的发明及其等同的范围中。
关于以上的实施方式，作为发明的一个侧面及选择性的特征公开以下的附记。
(附记1)
一种核医学诊断装置，其中，具备：
CT图像取得部，取得与被检体相关的X射线CT图像；
相机图像取得部，取得相机图像，所述相机图像捕捉到与所述X射线CT图像对应的所述被检体的位置及形状；
衰减映射生成部，基于所述相机图像和所述X射线CT图像，生成衰减映射；
取得部，取得基于从投放给所述被检体的辐射源辐射的伽玛射线的检测数据；以及
重构部，基于所述衰减映射和所述检测数据来重构图像。
(附记2)
也可以是，所述衰减映射生成部，
基于所述相机图像，以从所述X射线CT图像中去除与所述被检体的区域不同的伪影区域的方式对所述X射线CT图像进行更新，
基于更新后的X射线CT图像，生成所述衰减映射。
(附记3)
也可以是，所述衰减映射生成部，
根据是否为与所述被检体相关的区域，对所述X射线CT图像进行二值化来生成第1二值图像，
根据是否为所述被检体的区域，对所述相机图像进行二值化来生成掩模像，
基于所述掩模像，生成通过从所述第1二值图像所包括的与所述被检体相关的区域中提取与所述被检体的区域不同的伪影区域而得到的第2二值图像，
基于所述第2二值图像，以从所述X射线CT图像中去除与所述第2二值图像的伪影区域对应的区域的方式对所述X射线CT图像进行更新。
(附记4)
也可以是，所述相机图像还捕捉到载放有所述被检体的诊视床。
也可以是，所述衰减映射生成部基于所述相机图像内的所述诊视床、以及预先设定的与所述诊视床的形状相关的信息，检测所述被检体与所述诊视床的边界，将相对于所述边界而与所述被检体相反的一侧作为与所述被检体不同的区域的一部分来生成所述掩模像。
(附记5)
也可以是，所述第1二值图像是根据所述X射线CT图像生成的第1衰减映射。
(附记6)
也可以是，所述衰减映射生成部，
根据所述X射线CT图像生成第1衰减映射，
基于所述相机图像，从所述第1衰减映射中去除与所述被检体的区域不同的伪影区域，从而生成所述衰减映射。
(附记7)
也可以是，所述衰减映射生成部，
根据是否为与所述被检体相关的区域，对所述X射线CT图像进行二值化来生成所述第1衰减映射，
根据是否为所述被检体的区域，对所述相机图像进行二值化来生成掩模像，
基于所述掩模像，从所述第1衰减映射所包括的与所述被检体相关的区域中，去除与所述被检体的区域不同的伪影区域，从而生成所述衰减映射。
(附记8)
也可以是，所述相机图像是由所述相机图像取得部从至少1个光学相机、3D相机、红外线相机、超声波传感器或者太赫兹相机取得的图像。
(附记9)
也可以是，所述重构的所述图像是PET图像或者SPECT图像。
(附记10)
也可以是，所述核医学诊断装置是PET装置、SPECT装置、使PET装置与X射线CT装置一体化而成的PET/CT装置、以及使SPECT装置与X射线CT装置一体化而成的SPECT/CT装置之中的任一个。
(附记11)
一种核医学诊断方法，其中，包括：
取得与被检体相关的X射线CT图像；
取得相机图像，所述相机图像捕捉到与所述X射线CT图像对应的所述被检体的位置及形状；
基于所述相机图像和所述X射线CT图像，生成衰减映射；
取得基于从投放给所述被检体的辐射源辐射的伽玛射线的检测数据；以及
基于所述衰减映射和所述检测数据来重构图像。
(附记12)
一种用于使计算机实现如下功能的程序：
取得与被检体相关的X射线CT图像的功能；
取得相机图像，所述相机图像捕捉到与所述X射线CT图像对应的所述被检体的位置及形状的功能；
基于所述相机图像和所述X射线CT图像，生成衰减映射的功能；
取得基于从投放给所述被检体的辐射源辐射的伽玛射线的检测数据的功能；以及
基于所述衰减映射和所述检测数据来重构图像的功能。

Claims (12)

1.一种核医学诊断装置，其中，具备处理电路，该处理电路构成为：
取得与被检体相关的X射线CT图像，
取得相机图像，所述相机图像捕捉到与所述X射线CT图像对应的所述被检体的位置及形状，
基于所述相机图像和所述X射线CT图像，生成衰减映射，
取得基于从投放给所述被检体的辐射源辐射的伽玛射线的检测数据，
基于所述衰减映射和所述检测数据来重构图像。
2.如权利要求1所述的核医学诊断装置，其中，
所述处理电路进一步构成为：
基于所述相机图像，以从所述X射线CT图像中去除与所述被检体的区域不同的伪影区域的方式对所述X射线CT图像进行更新，
基于更新后的X射线CT图像，生成所述衰减映射。
3.如权利要求2所述的核医学诊断装置，其中，
所述处理电路进一步构成为：
根据是否为与所述被检体相关的区域，对所述X射线CT图像进行二值化来生成第1二值图像，
根据是否为所述被检体的区域，对所述相机图像进行二值化来生成掩模像，
基于所述掩模像，生成通过从所述第1二值图像所包括的与所述被检体相关的区域中提取与所述被检体的区域不同的伪影区域而得到的第2二值图像，
基于所述第2二值图像，以从所述X射线CT图像中去除与所述第2二值图像的伪影区域对应的区域的方式对所述X射线CT图像进行更新。
4.如权利要求3所述的核医学诊断装置，其中，
所述相机图像还捕捉到载放有所述被检体的诊视床，
所述处理电路进一步构成为：
基于所述相机图像内的所述诊视床、以及预先设定的与所述诊视床的形状相关的信息，检测所述被检体与所述诊视床的边界，将相对于所述边界而与所述被检体相反的一侧作为与所述被检体不同的区域的一部分来生成所述掩模像。
5.如权利要求3所述的核医学诊断装置，其中，
所述第1二值图像是根据所述X射线CT图像生成的第1衰减映射。
6.如权利要求1所述的核医学诊断装置，其中，
所述处理电路进一步构成为：
根据所述X射线CT图像生成第1衰减映射，
基于所述相机图像，从所述第1衰减映射中去除与所述被检体的区域不同的伪影区域，从而生成所述衰减映射。
7.如权利要求6所述的核医学诊断装置，其中，
所述处理电路进一步构成为：
根据是否为与所述被检体相关的区域，对所述X射线CT图像进行二值化来生成所述第1衰减映射，
根据是否为所述被检体的区域，对所述相机图像进行二值化来生成掩模像，
基于所述掩模像，从所述第1衰减映射所包括的与所述被检体相关的区域中，去除与所述被检体的区域不同的伪影区域，从而生成所述衰减映射。
8.如权利要求1所述的核医学诊断装置，其中，
所述相机图像是由所述处理电路从至少1个光学相机、3D相机、红外线相机、超声波传感器或者太赫兹相机取得的图像。
9.如权利要求1所述的核医学诊断装置，其中，
所述重构的所述图像是PET图像或者SPECT图像。
10.如权利要求1至9中任一项所述的核医学诊断装置，其中，
所述核医学诊断装置是PET装置、SPECT装置、使PET装置与X射线CT装置一体化而成的PET/CT装置、以及使SPECT装置与X射线CT装置一体化而成的SPECT/CT装置之中的任一个。
11.一种核医学诊断方法，其中，包括：
取得与被检体相关的X射线CT图像；
取得相机图像，所述相机图像捕捉到与所述X射线CT图像对应的所述被检体的位置及形状；
基于所述相机图像和所述X射线CT图像，生成衰减映射；
取得基于从投放给所述被检体的辐射源辐射的伽玛射线的检测数据；以及
基于所述衰减映射和所述检测数据来重构图像。
12.一种计算机可读取的存储介质，该存储介质存储计算机程序，该计算机程序在被处理器执行时使计算机执行如下：
取得与被检体相关的X射线CT图像；
取得相机图像，所述相机图像捕捉到与所述X射线CT图像对应的所述被检体的位置及形状；
基于所述相机图像和所述X射线CT图像，生成衰减映射；
取得基于从投放给所述被检体的辐射源辐射的伽玛射线的检测数据；以及
基于所述衰减映射和所述检测数据来重构图像。
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