JP2006090752A - 放射線診断装置および減弱補正方法 - Google Patents

Abstract

【課題】Ｘ線ＣＴ装置のＸ線管から被検体に照射されるＸ線をＸ線検出器により検出してＣＴ値を求め、求めたＣＴ値を用いてＰＥＴ装置における減弱係数を求めて再構成画像を補正する減弱補正において、Ｘ線検出器により検出されたＸ線スペクトルの実効単色フォトンエネルギを計算によって求めることが可能な放射線診断装置および減弱補正方法である。
【解決手段】放射線診断装置１は、Ｘ線管５から管電圧に応じたＸ線を被検体Ｐに照射し、被検体Ｐを透過してＸ線検出器６により検出されたＸ線検出データから被検体ＰのＣＴ値を求めるＣＴスキャンを実行するＸ線ＣＴ装置２と、被検体Ｐに投与された放射線同位元素から放出されるγ線をγ線検出器１６により検出し、検出したγ線検出データに対してＣＴ値を用いた減弱補正を行って核医学画像を生成する核医学診断装置３とを備える。減弱補正は、管電圧の切り替えに応じて、減弱係数の算出に用いるＸ線の実効的な単色のフォトンエネルギの値を変えるものである。
【選択図】 図１

Description

本発明は、Ｘ線ＣＴ装置のＸ線管から被検体に照射されるエックス線（Ｘ線）をＸ線検出器により検出してＣＴ値を求め、求めたＣＴ値を用いてＰＥＴ装置における再構成画像の減弱係数を求めて再構成画像を補正する放射線診断装置および減弱補正方法に係り、特にＸ線検出器により検出されたＸ線スペクトルの実効的な単色のフォトンエネルギを計算によって求めることが可能な放射線診断装置および減弱補正方法に関する。

従来、放射線を利用した放射線診断装置として陽電子放出コンピュータ断層撮影（ＰＥＴ：Ｐｏｓｉｔｒｏｎ Ｅｍｉｓｓｉｏｎ ｃｏｍｐｕｔｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置とＸ線コンピュータ断層撮影（ＣＴ：Ｃｏｍｐｕｔｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置とがある。

ＰＥＴ装置は核医学診断装置の１つであり、被検体に陽電子を放出する放射線同位元素（ＲＩ：Ｒａｄｉｏ Ｉｓｏｔｏｐｅ）を投与し、投与されたＲＩから陽電子が放出された際に放射される５１１ｋｅＶのエネルギのフォトン（ガンマ線：γ線）を、互いに対向する一対のガンマカメラ等のＰＥＴ検出器で検出するものである。ＲＩは、被検体内の特定の組織や臓器に選択的に取り込まれる性質がある。そこで、このＲＩの性質を利用して、ＰＥＴ検出器により検出されたγ線によりＲＩの線量分布を求め、コンピュータによる画像再構成処理によって画像化することにより、再構成画像として被検体のスキャン対象部位における断層像を得ることができる。

ＰＥＴ装置による被検体の断層撮影では、被検体のスキャン対象面におけるγ線の減弱係数の分布を用いて再構成画像の元データとなる投影データを補正すると、再構成画像の画質が向上することが知られている。これは、γ線が被検体内において散乱ないし吸収されるため、ＰＥＴ検出器により検出されたγ線を用いて求められるＲＩの分布は、必ずしも正確なＲＩの分布を反映したものにならないということに起因する。減弱係数は、吸収係数とも呼ばれるが、ある物質のフォトンに対する反応断面積（反応確率）であり、フォトンのエネルギに依存するものである。

そこで、ＰＥＴ装置による被検体の断層撮影においては、減弱係数の分布が減弱補正マップとして作成され、再構成画像の補正に用いられる。減弱補正マップは、ＲＩを利用して作成することができる。すなわち、ＲＩを外部ソースとして用いて、ＲＩから放射されるγ線を被検体の外部から被検体に照射する。そして、被検体のスキャン対象部位を透過したγ線をＰＥＴ検出器で検出し、透過γ線の検出データに基づいて減弱補正マップを作成することができる。

一方、Ｘ線ＣＴ装置は、Ｘ線管から被検体に照射され、被検体を透過したＸ線をＸ線検出器で検出するものである。Ｘ線検出器で検出されたＸ線検出データからは、ＣＴ値が求められＣＴ値を用いて被検体の断層像が再構成される。

Ｘ線ＣＴ装置によって得られるＣＴ値は、被検体を透過したＸ線のフォトンエネルギに応じて、Ｘ線に対する水の減弱係数と空気の減弱係数とを基準として得られる値である。このため、ＣＴ値は、Ｘ線に対するスキャン対象部位の減弱係数に相当する。

従って、Ｘ線ＣＴ装置によって得られるＣＴ値からＲＩを用いることなくＰＥＴ装置における被検体の再構成画像を補正する際の減弱補正マップを作成することができる。そこで、近年、Ｘ線ＣＴ装置とＰＥＴ装置とを組み合わせたＰＥＴ−ＣＴ（陽電子−ＣＴ複合装置）が放射線診断装置の１つとして利用されている。

すなわち、従来のＰＥＴ−ＣＴでは、ＲＩ外部ソースの代わりに、Ｘ線ＣＴ装置のＸ線管から被検体に照射されるＸ線が外部ソースとして用いられ、Ｘ線検出器により検出されたＸ線検出データから求められるＣＴ値を用いてＰＥＴ装置における再構成画像の補正用の減弱補正マップが作成される。そして、作成された減弱補正マップにより再構成画像の補正（減弱補正）が行われて、最終的な診断用の再構成画像が得られる。

ここで、Ｘ線ＣＴ装置で用いられるＸ線と、ＰＥＴ装置で用いられるγ線とは、フォトンエネルギ異なるので、減弱係数のスケーリングが必要である。つまり、ＣＴ値から求まる減弱係数は、Ｘ線のフォトンエネルギに対応するものであるため、ＰＥＴにおける再構成画像の補正用のγ線に対応する減弱係数にスケーリングする必要がある。

また、Ｘ線ＣＴ装置において得られるＸ線のフォトンエネルギは連続スペクトルを持つので、Ｘ線の連続スペクトルのフォトンエネルギを単色の実効的なフォトンエネルギとした実効単色フォトンエネルギを求め、実効単色フォトンエネルギを用いてＸ線に対する減弱係数を求める必要がある。

図７は、従来のＰＥＴ−ＣＴにおける減弱係数マップの作成および再構成画像の減弱補正の手順の一例を示すフローチャートであり、図中Ｓに数字を付した符号はフローチャートの各ステップを示す。

尚、図７では、ＰＥＴ装置によるスキャンの手順を省略してある。

ＰＥＴ装置における再構成画像の減弱補正は、例えばハイブリッド減弱補正法により行うことができる（例えば非特許文献１および非特許文献２参照）。

まずステップＳ１において、Ｘ線ＣＴ装置によりＣＴスキャンが実行され、Ｘ線検出器によって検出されたＸ線検出データから、被検体のスキャン対象部位におけるＣＴ値（ＨＵ）が測定される。

次に、ステップＳ２において、求められたＣＴ値（ＨＵ）からスキャン対象部位における物質が仮同定される。つまり、ＣＴ値（ＨＵ）を閾値と比較することによりスキャン対象部位が骨領域（ｂ）と骨以外の水領域（ｗ）とに区分される。

次に、ステップＳ３において、スキャン対象部位におけるＣＴ値（ＨＵ）並びにＸ線検出器により検出されたＸ線のフォトンエネルギから、Ｘ線のフォトンエネルギに対応したスキャン対象部位における減弱係数（μ_ＣＴ）が求められる。ここで、Ｘ線検出器により検出されたＸ線のフォトンエネルギは連続スペクトルであるため、単色の実効単色フォトンエネルギを求め、実効単色フォトンエネルギを用いてＸ線に対する減弱係数（μ_ＣＴ）を求める必要がある。

Ｘ線検出器により検出されたＸ線の連続スペクトルは、Ｘ線管の管電圧によって異なるものとなる。しかし、従来から経験的にＸ線検出器により検出されたＸ線の実効単色フォトンエネルギは、Ｘ線管の管電圧に依らず、約７０ｋｅＶの固定値とされている。

このため、まずＸ線の実効単色フォトンエネルギが７０ｋｅＶである場合の水のＸ線に対する減弱係数（μ_ｗ．ＣＴ）が求められ、求められた水の減弱係数（μ_ｗ．ＣＴ）とＣＴ値（ＨＵ）とからスキャン対象部位におけるＸ線の場合の減弱係数（μ_ＣＴ）が求められる。

次に、ステップＳ４において、Ｘ線に対する減弱係数（μ_ＣＴ）をγ線に対する減弱係数（μ_ＰＥＴ）にスケーリングするためのスケーリングファクタが求められる。

Ｘ線の実効単色フォトンエネルギは前述のように、経験的に７０ｋｅＶである。また、ＰＥＴ装置によるスキャンによって検出されるγ線のフォトンエネルギは、一般的にＲＩとして用いられるフルオロデオキシグルコース（ＦＤＧ：ｆｕｌｕｏｒｏｄｅｏｘｙｇｌｕｃｏｓｅ）を被検体に投与した検査では、ＦＤＧから放出された陽電子の消滅に伴って発生するγ線のフォトンエネルギであり、５１１ｋｅＶである。

そして、スケーリングファクタは、スキャン対象部位が骨領域（ｂ）の場合には、γ線のフォトンエネルギ（５１１ｋｅＶ）に対応する骨領域（ｂ）の減弱係数（μ_{ｂ．ＰＥＴ}）とＸ線の実効単色フォトンエネルギ（７０ｋｅＶ）に対応する骨領域（ｂ）の減弱係数（μ_ｂ．ＣＴ）との比（μ_{ｂ．ＰＥＴ}／μ_ｂ．ＣＴ）として求められる一方、スキャン対象部位が骨以外の水領域（ｗ）の場合には、γ線のフォトンエネルギ（５１１ｋｅＶ）に対応する水領域（ｗ）の減弱係数（μ_{ｗ．ＰＥＴ}）とＸ線の実効単色フォトンエネルギ（７０ｋｅＶ）に対応する水領域（ｗ）の減弱係数（μ_ｗ．ＣＴ）との比（μ_{ｗ．ＰＥＴ}／μ_ｗ．ＣＴ）として求められる。

尚、スケーリングファクタを求める際のＸ線やγ線のフォトンエネルギに対応する水領域および骨領域の減弱係数（μ_{ｗ．ＰＥＴ}，μ_ｗ．ＣＴ，μ_{ｂ．ＰＥＴ}，μ_ｂ．ＣＴ）は、公開されたデータベースから求められる。

次に、ステップＳ５において、Ｘ線に対する減弱係数（μ_ＣＴ）にスケーリングファクタを乗じることによりγ線に対する減弱係数（μ_ＰＥＴ）が求められる。また、スキャン対象部位が水領域（ｗ）の場合には、ＣＴ値（ＨＵ）とγ線のフォトンエネルギ（５１１ｋｅＶ）に対応する水領域（ｗ）の減弱係数（μ_{ｗ．ＰＥＴ}）とから求めることもできる。

次に、ステップＳ６において、減弱係数（μ_ＰＥＴ）を用いて別途ＰＥＴ装置によるスキャンによって得られた再構成画像の元データとなる投影データが減弱補正される。

次に、ステップＳ７において、減弱補正後の投影データに画像再構成処理を施すことにより、再構成画像が再構成される。

次に、ステップＳ８において、減弱補正により診断用に画質を向上させた再構成画像がモニタに表示される。

一方、ＰＥＴ装置と並んで核医学診断装置として代表的なＳＰＥＣＴ（Ｓｉｎｇｌｅ Ｐｈｏｔｏｎ Ｅｍｉｓｓｉｏｎ Ｃｏｍｐｕｔｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置においても、ＰＥＴ装置と同様に従来から再構成画像の減弱補正が行われる。

ＳＰＥＣＴ装置は、被検体に投与されたＲＩから放射されるγ線等のフォトンを検出して被検体の断層像を再構成する装置である。そして、このＳＰＥＣＴ装置においても、従来、ＲＩ線源やＸ線源を外部ソースとして設け、被検体を透過した放射線の検出データから減弱係数の分布が求められる。さらに、求められた減弱係数を用いて再構成画像が減弱補正される。

また、ＳＰＥＣＴ装置における別の減弱補正法としては、被検体の外部にＲＩ線源やＸ線源を外部ソースとして設けることなく、複数種類の異なるフォトンエネルギの放射線を放射するＲＩを被検体に投与し、放射された放射線が被検体を透過することによって減弱される影響の程度がフォトンエネルギに応じて異なることから減弱係数を求める技術が考案されている（例えば特許文献１参照）。
特開２００１−３４３４６１号公報 P. E. Kinahan, D. W. Townsend, T. Beyer, D. Sashin: Attenuation correction for a combined 3D PET/CT scanner. Med. Phys. 25 (10): 2046-2053, 1998 C. Burger, G. Goerres, S. Schoenes, A. Buck, A.H.R. Lonn, G.K. von Schulthess: PET attenuation coefficients from CT images: experimental evaluation of the transformation of CT into PET 511-keV attenuation coefficients. Eur. J. Nuc. Med. 29 (7): 923-927, 2002

従来のＰＥＴ−ＣＴでは、減弱係数の計算に必要なＸ線の実効単色フォトンエネルギが経験的に約７０ｋｅＶに固定されている。このため、Ｘ線管の管電圧等の条件設定に制約が生じるという問題がある。すなわち、スキャン対象部位におけるＸ線の実効単色フォトンエネルギが、実際に約７０ｋｅＶになるように、被検体に照射されるＸ線の条件設定作業を行うことが必要となる。そして、このような作業の発生はＰＥＴ−ＣＴの利便性の低下要因となっている。

また、逆にＸ線管の管電圧を調整したとしても、フィルタの材質や厚さ、被検体の体型によってもＸ線の実効単色フォトンエネルギは影響を受けるため、必ずしもスキャン対象部位におけるＸ線の実効単色フォトンエネルギが７０ｋｅＶになるとは限らない。このような場合に、Ｘ線の実効単色フォトンエネルギを７０ｋｅＶに固定すると、得られる減弱係数の精度が低下する恐れがある。

さらに、Ｘ線の実効単色フォトンエネルギを経験的に求める方法では、Ｘ線管の管電圧、フィルタの材質や厚さ、被検体の体型等の条件が変わるたびに、試験を行ってデータを収集しなければならないため、利便性が悪く経済的にも不利である。

本発明はかかる従来の事情に対処するためになされたものであり、Ｘ線ＣＴ装置のＸ線管から被検体に照射されるＸ線をＸ線検出器により検出してＣＴ値を求め、求めたＣＴ値を用いてＰＥＴ装置における減弱係数を求めて再構成画像を補正する減弱補正において、Ｘ線検出器により検出されたＸ線スペクトルの実効単色フォトンエネルギを計算によって求めることが可能な放射線診断装置および減弱補正方法を提供することを目的とする。

また、本発明の別の目的は、Ｘ線ＣＴ装置のＸ線管から被検体に照射されるＸ線をＸ線検出器により検出してＣＴ値を求め、求めたＣＴ値を用いてＰＥＴ装置における減弱係数を求めて再構成画像を補正する減弱補正において、Ｘ線検出器により検出されるＸ線スペクトルの実効単色フォトンエネルギが計算によって求められた所望の値となるようにＸ線ＣＴ装置によるＣＴスキャンの条件を設定することが可能な放射線診断装置および減弱補正方法を提供することである。

本発明に係る放射線診断装置は、上述の目的を達成するために、請求項１に記載したように、Ｘ線管から管電圧に応じたＸ線を被検体に照射し、前記被検体を透過してＸ線検出器により検出されたＸ線検出データから前記被検体のＣＴ値を求めるＣＴスキャンを実行するＸ線ＣＴ装置と、前記被検体に投与された放射線同位元素から放出されるγ線をγ線検出器により検出し、得られたγ線検出データに対して前記ＣＴ値を用いた減弱補正を行って核医学画像を生成する核医学診断装置とを備え、前記減弱補正は、前記管電圧の切り替えに応じて、減弱係数の算出に用いるＸ線の実効的な単色のフォトンエネルギの値を変えるものであることを特徴とするものである。

また、本発明に係る放射線診断装置は、上述の目的を達成するために、請求項２に記載したように、Ｘ線管から管電圧に応じたＸ線を、被検体の内部におけるＸ線の実効的な単色のフォトンエネルギが所望の値となるように材質および厚さの少なくとも一方が設定されたフィルタを介して前記被検体に照射し、前記被検体を透過してＸ線検出器により検出されたＸ線検出データから前記被検体のＣＴ値を求めるＣＴスキャンを実行するＸ線ＣＴ装置と、前記被検体に投与された放射線同位元素から放出されるγ線をγ線検出器により検出し、得られたγ線検出データに対して前記ＣＴ値を用いた減弱補正を行って核医学画像を生成する核医学診断装置とを備え、前記減弱補正は、前記所望の値のＸ線の実効的な単色のフォトンエネルギを用いたものであることを特徴とするものである。

また、本発明に係る放射線診断装置は、上述の目的を達成するために、請求項３に記載したように、Ｘ線管から管電圧に応じたＸ線を被検体に照射し、前記被検体を透過してＸ線検出器により検出されたＸ線検出データから前記被検体のＣＴ値を求めるＣＴスキャンを実行するＸ線ＣＴ装置と、前記Ｘ線管から前記被検体に入射するＸ線のフォトンエネルギスペクトルを計算によって求める入射Ｘ線スペクトル計算手段と、前記ＣＴスキャンを模擬した計算モデルおよび前記入射Ｘ線スペクトル計算手段により求められたＸ線のフォトンエネルギスペクトルから前記被検体の内部におけるＸ線の実効的な単色のフォトンエネルギを計算によって求める体系内Ｘ線スペクトル平均化手段と、前記被検体に投与された放射線同位元素から放出される陽電子の消滅に伴って生じたγ線を検出するγ線検出器と、前記Ｘ線ＣＴ装置により求められたＣＴ値および前記体系内Ｘ線スペクトル平均化手段により求められた前記Ｘ線の実効的な単色のフォトンエネルギからγ線に対する減弱係数を求め、求めた前記減弱係数を用いて前記γ線検出器により検出されたγ線検出データから得られるデータに減弱補正を施す減弱補正部と、前記γ線検出器により検出されたγ線検出データから得られるデータに画像再構成処理を施す画像再構成部とを有することを特徴とするものである。

本発明に係る放射線診断装置は、上述の目的を達成するために、請求項４に記載したように、Ｘ線管から管電圧に応じたＸ線をフィルタを介して被検体に照射し、前記被検体を透過してＸ線検出器により検出されたＸ線検出データから前記被検体のＣＴ値を求めるＣＴスキャンを実行するＸ線ＣＴ装置と、前記Ｘ線管から前記被検体に入射するＸ線のフォトンエネルギスペクトルを前記フィルタの材質および厚さの少なくとも一方に応じて計算によって求める入射Ｘ線スペクトル計算手段と、前記ＣＴスキャンを模擬した計算モデルおよび前記入射Ｘ線スペクトル計算手段により求められたＸ線のフォトンエネルギスペクトルから前記被検体の内部におけるＸ線の実効的な単色のフォトンエネルギを計算によって求める体系内Ｘ線スペクトル平均化手段と、前記体系内Ｘ線スペクトル平均化手段により求められた前記Ｘ線の実効的な単色のフォトンエネルギを保存するＸ線実効単色エネルギデータベースと、前記Ｘ線実効単色エネルギデータベースを参照し、前記ＣＴスキャンの実行により前記被検体の内部におけるＸ線の実効的な単色のフォトンエネルギが所望の値となるように前記フィルタの材質および厚さの少なくとも一方をフィルタ条件として設定するフィルタ条件設定手段と、前記被検体に投与された放射線同位元素から放出される陽電子の消滅に伴って生じたγ線を検出するγ線検出器と、前記Ｘ線ＣＴ装置により求められたＣＴ値および前記フィルタ条件の設定に用いた所望の値の前記Ｘ線の実効的な単色のフォトンエネルギからγ線に対する減弱係数を求め、求めた前記減弱係数を用いて前記γ線検出器により検出されたγ線検出データから得られるデータに減弱補正を施す減弱補正部と、前記γ線検出器により検出されたγ線検出データから得られるデータに画像再構成処理を施す画像再構成部とを有することを特徴とするものである。

また、本発明に係る減弱補正方法は、上述の目的を達成するために、請求項１０に記載したように、Ｘ線ＣＴ装置によるＣＴスキャンが実行された場合における前記被検体内部のＸ線の実効的な単色のフォトンエネルギを管電圧に応じて計算によって求めるステップと、前記Ｘ線ＣＴ装置によるＣＴスキャンの実行により得られた前記被検体のＣＴ値および前記Ｘ線の実効的な単色のフォトンエネルギからγ線に対する減弱係数を求めるステップと、前記減弱係数を用いてＰＥＴ装置によるスキャンにより得られたデータに減弱補正を施すステップとを有することを特徴とするものである。

また、本発明に係る減弱補正方法は、上述の目的を達成するために、請求項１１に記載したように、Ｘ線ＣＴ装置によるＣＴスキャンが実行された場合に被検体の内部におけるＸ線の実効的な単色のフォトンエネルギが所望の値となるように材質および厚さの少なくとも一方が設定されたフィルタを用いたＣＴスキャンの実行によって得られた前記被検体のＣＴ値および前記所望の値のＸ線の実効的な単色のフォトンエネルギからγ線に対する減弱係数を求めるステップと、前記減弱係数を用いてＰＥＴ装置によるスキャンにより得られたデータに減弱補正を施すステップとを有することを特徴とするものである。

また、本発明に係る減弱補正方法は、上述の目的を達成するために、請求項１２に記載したように、Ｘ線ＣＴ装置によるＣＴスキャンが実行された場合にＸ線管から被検体に入射するＸ線のフォトンエネルギスペクトルを計算によって求めるステップと、求めたＸ線のフォトンエネルギスペクトルおよび前記ＣＴスキャンを模擬した計算モデルから前記被検体の内部におけるＸ線の実効的な単色のフォトンエネルギを計算によって求めるステップと、前記Ｘ線ＣＴ装置によるＣＴスキャンの実行により得られた前記被検体のＣＴ値および前記Ｘ線の実効的な単色のフォトンエネルギからγ線に対する減弱係数を求めるステップと、前記減弱係数を用いてＰＥＴ装置によるスキャンにより得られたデータに減弱補正を施すステップとを有することを特徴とするものである。

また、本発明に係る減弱補正方法は、上述の目的を達成するために、請求項１３に記載したように、Ｘ線ＣＴ装置によるＣＴスキャンが実行された場合にＸ線管からフィルタを介して被検体に入射するＸ線のフォトンエネルギスペクトルを、前記フィルタの材質および厚さの少なくとも一方に応じて計算によって求めるステップと、求めたＸ線のフォトンエネルギスペクトルおよび前記ＣＴスキャンを模擬した計算モデルから前記被検体の内部におけるＸ線の実効的な単色のフォトンエネルギを計算によって求めるステップと、前記Ｘ線の実効的な単色のフォトンエネルギを保存するステップと、保存された前記Ｘ線の実効的な単色のフォトンエネルギを参照し、前記ＣＴスキャンの実行により前記被検体の内部における前記Ｘ線の実効的な単色のフォトンエネルギが所望の値となるように前記フィルタの材質および厚さの少なくとも一方をフィルタ条件として設定するステップと、前記Ｘ線ＣＴ装置による前記フィルタ条件に従うＣＴスキャンの実行により得られた前記被検体のＣＴ値および前記フィルタ条件の設定に用いた所望の値の前記Ｘ線の実効的な単色のフォトンエネルギからγ線に対する減弱係数を求めるステップと、前記減弱係数を用いてＰＥＴ装置によるスキャンにより得られたデータに減弱補正を施すステップとを有することを特徴とするものである。

本発明に係る放射線診断装置および減弱補正方法においては、Ｘ線ＣＴ装置のＸ線管から被検体に照射されるＸ線をＸ線検出器により検出してＣＴ値を求め、求めたＣＴ値を用いてＰＥＴ装置における減弱係数を求めて再構成画像を補正する減弱補正において、Ｘ線検出器により検出されたＸ線スペクトルの実効単色フォトンエネルギを計算によって求めることができる。

また、Ｘ線ＣＴ装置のＸ線管から被検体に照射されるＸ線をＸ線検出器により検出してＣＴ値を求め、求めたＣＴ値を用いてＰＥＴ装置における減弱係数を求めて再構成画像を補正する減弱補正において、Ｘ線検出器により検出されるＸ線スペクトルの実効単色フォトンエネルギが計算によって求められた所望の値となるようにＸ線ＣＴ装置によるＣＴスキャンの条件を設定することができる。

本発明に係る放射線診断装置および減弱補正方法の実施の形態について添付図面を参照して説明する。

図１は本発明に係る放射線診断装置であるＰＥＴ−ＣＴの第１の実施形態を示す構成図である。

ＰＥＴ−ＣＴ１は、Ｘ線ＣＴ装置２、核医学診断装置の１つであるＰＥＴ装置３およびＸ線実効単色エネルギ計算システム４を備えて構成される。Ｘ線実効単色エネルギ計算システム４は、コンピュータにＸ線実効単色エネルギ計算プログラムを読み込ませて構築される。ただし、Ｘ線実効単色エネルギ計算システム４の全部または一部を回路で構成してもよい。また、Ｘ線実効単色エネルギ計算システム４の全部または一部をＸ線ＣＴ装置２やＰＥＴ装置３に内蔵してもよい。

Ｘ線ＣＴ装置２は、Ｘ線管５、Ｘ線検出器６、Ｘ線検出データ収集部７、Ｘ線検出データ処理部８を備える。Ｘ線管５は、図示しない高電圧発生装置から管電圧の印加および管電流の供給を受けて被検体ＰにＸ線を照射する機能を有する。Ｘ線管５は、管球９にフィルタ１０を設けて構成される。そして、管球９から管電圧に応じたフォトンエネルギのＸ線を発生させ、フィルタ１０の材質や厚みを調整することにより被検体Ｐに照射されるＸ線のフォトンエネルギを制御できるように構成される。

Ｘ線検出器６は、Ｘ線管５から被検体Ｐに照射され、被検体Ｐを透過したＸ線を検出してＸ線検出データとしてＸ線検出データ収集部７に与える機能を有する。

Ｘ線検出データ収集部７は、Ｘ線検出器６から受けたＸ線検出データをデジタル化して生データを生成し、生成した生データをＸ線検出データ処理部８に与える機能を有する。

Ｘ線検出データ処理部８は、Ｘ線検出データ収集部７から受けた生データに前処理および画像処理を施すことにより投影データを生成し、さらに生成した投影データから被検体Ｐのスキャン部位におけるＣＴ値を求める機能を有する。

Ｘ線実効単色エネルギ計算システム４は、入射Ｘ線スペクトル計算手段１１、スキャン対象モデル化手段１２、体系内Ｘ線スペクトル計算手段１３、体系内Ｘ線スペクトル平均化手段１４およびＸ線実効単色エネルギデータベース１５を備える。

入射Ｘ線スペクトル計算手段１１は、Ｘ線ＣＴ装置２のＸ線管５から被検体Ｐに入射するＸ線のフォトンエネルギスペクトルを計算によって求める機能と、求めたＸ線の入射フォトンエネルギスペクトルを体系内Ｘ線スペクトル計算手段１３に与える機能とを有する。Ｘ線管５から放出されるＸ線のフォトンエネルギスペクトルは、Ｘ線管５に印加される管電圧、フィルタ１０の材質や厚さ等の撮影条件に依存する連続スペクトルとなるが、このＸ線のフォトンエネルギスペクトルは、例えばＢｉｒｃｈ等の方法で求めることができる。

尚、Ｂｉｒｃｈ等の方法の詳細については、例えば、R. Birch, M. Marshall: Computation of Bremsstrahlung X-ray Spectra and Comparison with Spectra Measured with a Ge(Li) Detector. Phys. Med. Biol. 24 (3): 505-517, 1979等の文献に記載されている。

スキャン対象モデル化手段１２は、Ｘ線ＣＴ装置２によるＣＴスキャンを模擬した体系を計算モデルとして作成し、作成した計算モデルを体系内Ｘ線スペクトル計算手段１３に与える機能を有する。スキャン対象モデル化手段１２により作成される計算モデルは、主としてＸ線ＣＴ装置２のＸ線管５と被検体Ｐのスキャン対象部位とをモデル化して構成することができる。

計算モデルのうち、被検体Ｐのスキャン対象部位をモデル化したスキャン対象モデルは、被検体Ｐの主成分が水であることから、例えば水円柱で模擬することができる。但し、被検体Ｐを詳細に模擬してスキャン対象モデルを作成してもよい。さらに、スキャン対象モデルは、被検体Ｐの体重、身長、胸囲等の体型ごとに複数作成することもできる。

そして、スキャン対象モデル化手段１２は、予め複数のスキャン対象モデルを作成して計算モデルを構成し、各計算モデルを保存しつつ必要なタイミングで所望の計算モデルを体系内Ｘ線スペクトル計算手段１３に与えることができるように構成される。

体系内Ｘ線スペクトル計算手段１３は、入射Ｘ線スペクトル計算手段１１から受けたＸ線の入射フォトンエネルギスペクトルを用いてスキャン対象モデル化手段１２から受けた計算モデルにより被検体Ｐの内部におけるＸ線のフォトンエネルギスペクトルを求める機能と、求めたＸ線のフォトンエネルギスペクトルを体系内Ｘ線スペクトル平均化手段１４に与える機能とを有する。

すなわち、体系内Ｘ線スペクトル計算手段１３は、スキャン対象モデルの内部、例えば水円柱の中心におけるＸ線のフォトンエネルギスペクトルを、水円柱の外部から水円柱に入射するＸ線の入射フォトンエネルギスペクトルと物質とフォトンとの相互作用確率である減弱係数とから連続スペクトルとして求める機能を有する。

尚、水を含むほとんどの物質のフォトンに対する減弱係数は、フォトンエネルギの関数としてデータベース化されている。フォトンエネルギから物質の減弱係数を求めるためのデータベースとしては、例えば米国National Institute of Standards and TechnologyのデータベースであるM.J. Berger, J.H. Hubbell, S.M. Seltzer, J. S. Coursey, and D. S. Zucker: XCOM: Photon Cross Sections Database. National Institute of Standards and Technology, USA 1999等のデータベースがある。

体系内Ｘ線スペクトル平均化手段１４は、体系内Ｘ線スペクトル計算手段１３から受けた連続スペクトルである被検体Ｐの内部におけるＸ線のフォトンエネルギスペクトルの平均化処理を行うことにより、実効的な単色のフォトンエネルギ、すなわちＸ線の実効単色フォトンエネルギを求める機能と、求めた実効単色フォトンエネルギをＸ線実効単色エネルギデータベース１５に書き込む機能とを有する。

このため、Ｘ線実効単色エネルギデータベース１５には、Ｘ線の実効単色フォトンエネルギが保存される。また、Ｘ線実効単色エネルギデータベース１５には、予めＸ線管５に印加される管電圧、フィルタ１０の材質や厚さ等の撮影条件のうち任意の組合せの撮影条件あるいは被検体Ｐの体型ごとに作成された各計算モデルに従ってそれぞれ得られたＸ線の実効単色フォトンエネルギを、撮影条件や計算モデルに関連付けてテーブル形式で保存することができる。そして、必要なときに、あらためて計算を行うことなく、より短時間で各種条件に応じた所望のＸ線の実効単色フォトンエネルギをＸ線実効単色エネルギデータベース１５から読み込むことができるように構成される。

ＰＥＴ装置３は、γ線検出器１６、γ線検出データ収集部１７、減弱補正部１８、画像再構成部１９およびモニタ２０を備える。γ線検出器１６は、予め被検体Ｐに投与されたＲＩから陽電子が放出された際に放射される５１１ｋｅＶのエネルギのγ線を検出する機能と、検出したγ線検出データをγ線検出データ収集部１７に与える機能とを有する。

γ線検出データ収集部１７は、γ線検出器１６からγ線検出データを投影データとして受けることにより、被検体Ｐの投影データを収集する機能と、収集した投影データを減弱補正部１８に与える機能とを有する。

減弱補正部１８は、Ｘ線検出データ処理部８から受けた被検体Ｐのスキャン部位におけるＣＴ値およびＸ線実効単色エネルギデータベース１５から読み込んだＸ線のスキャン部位における実効単色フォトンエネルギに基づいて、任意の手法により減弱補正を行う際に必要な減弱係数を求める機能と、γ線検出データ収集部１７から受けた投影データに減弱補正を施す機能とを有する。また、減弱補正部１８は、減弱補正後における投影データを画像再構成部１９に与えるように構成される。

例えば、減弱補正部１８は、被検体Ｐのスキャン部位におけるＣＴ値およびＸ線の実効単色フォトンエネルギから、スキャン部位における物質の仮同定を行って、Ｘ線に対する減弱係数と、Ｘ線に対する減弱係数をγ線に対する減弱係数に変換するためのスケーリングファクタとを求め、Ｘ線に対する減弱係数にスケーリングファクタを乗じることによりγ線に対する減弱係数を求めるように構成することができる。

画像再構成部１９は、減弱補正部１８から受けた減弱補正後の投影データに画像再構成処理を施すことにより、再構成画像データを生成する機能と、生成した再構成画像データをモニタ２０に与えることにより、核医学画像である被検体Ｐの再構成画像を表示させる機能とを有する。

次にＰＥＴ−ＣＴ１の作用について説明する。

図２は、図１に示すＰＥＴ−ＣＴ１のＸ線実効単色エネルギ計算システム４により、Ｘ線の実効単色フォトンエネルギを計算によって求め、求めたＸ線の実効単色フォトンエネルギに基づいて得られた減弱係数を用いてＰＥＴ装置３で得られた再構成画像を減弱補正する際の手順の一例を示すフローチャートであり、図中Ｓに数字を付した符号はフローチャートの各ステップを示す。

まず、Ｘ線実効単色エネルギ計算システム４により、被検体Ｐの体型やＸ線ＣＴ装置２のＸ線管５に印加される管電圧、Ｘ線管５の管球９にかませられるフィルタ１０の材質および厚さ等の撮影条件ごとに、それぞれＸ線の実効単色フォトンエネルギが求められてテーブル形式で保存される。

すなわち、ステップＳ１０において、入射Ｘ線スペクトル計算手段１１は、Ｘ線ＣＴ装置２のＸ線管５から被検体Ｐに入射するＸ線のフォトンエネルギスペクトルを計算によって求める。Ｘ線管５から放出されるＸ線のフォトンエネルギスペクトルは、Ｘ線管５に印加される管電圧、フィルタ１０の材質や厚さ等の撮影条件に依存する連続スペクトルとなる。そこで、入射Ｘ線スペクトル計算手段１１は、例えばＢｉｒｃｈ等の方法により、Ｘ線管５に印加される管電圧、フィルタ１０の材質や厚さ等の撮影条件ごとに、それぞれＸ線のフォトンエネルギスペクトルを求める。

次に、ステップＳ１１において、スキャン対象モデル化手段１２は、Ｘ線ＣＴ装置２によるＣＴスキャンを模擬した体系を計算モデルとして作成し、作成した計算モデルを体系内Ｘ線スペクトル計算手段１３に与える。計算モデルは、主としてＸ線ＣＴ装置２のＸ線管５と被検体Ｐのスキャン対象部位とをモデル化して構成することができるが、スキャン対象モデル化手段１２は、被検体Ｐのスキャン対象部位を例えば水円柱で模擬することにより、スキャン対象モデルを作成する。

スキャン対象モデル化手段１２により作成される計算モデルは、被検体Ｐ内におけるＸ線のフォトンスペクトルの計算用に用いられるが、体系である被検体Ｐを構成する主要な物質は水であり、被検体Ｐに依らずほぼ一定である。このため、Ｘ線の被検体Ｐ内における挙動は、主に被検体Ｐの幅に影響されると考えられる。従って、体系である被検体Ｐが水円柱で模擬される場合には、Ｘ線の体系内における挙動は、水円柱の径に影響されることとなる。

つまり、Ｘ線の被検体Ｐ内における挙動は、被検体Ｐの体重や胸囲によって異なると考えることができる。そこで、スキャン対象モデル化手段１２により、被検体Ｐの体重、身長、胸囲等の体型ごとに複数のスキャン対象モデルが作成される。

例えば、スキャン対象モデルは、ＣＴスキャン面の平均断面積と等価な水円柱とすることができる。すなわち、被検体Ｐの胸囲など、スキャン対象部位を含む被検体Ｐの体周囲長を測定し、測定した体周囲長を円と仮定されたスキャン対象面の円周と等値とみなす。さらに、スキャン対象面の円周から円の径を求め、求められた径の水円柱をスキャン対象モデルとしてスキャン対象部位を模擬することができる。

また、スキャン対象モデルは、被検体Ｐの体重と身長とに基づいて求めた径の水円柱とすることもできる。すなわち、主要な被検体Ｐの構成物質は水であることから、スキャン対象モデルの密度は水と等価とみなせる。そして、スキャン対象部位を模擬する水円柱の高さを被検体Ｐの身長とみなす一方、水円柱の重量を被検体Ｐの体重と等価とみなすことで、水円柱の径を求めることができる。

このようにして、スキャン対象モデル化手段１２により、被検体Ｐの体重、身長、胸囲等の体型ごとに作成された複数のスキャン対象モデルを構成要素とする計算モデルがテーブル形式でスキャン対象モデル化手段１２に保存される。そして、必要なタイミングで所望の計算モデルが体系内Ｘ線スペクトル計算手段１３に与えられる。

次に、ステップＳ１２において、体系内Ｘ線スペクトル計算手段１３は、入射Ｘ線スペクトル計算手段１１から受けたＸ線の入射フォトンエネルギスペクトルを用いて、スキャン対象モデル化手段１２から受けた計算モデルにより被検体Ｐの内部におけるＸ線の挙動を計算し、各スキャン部位におけるＸ線のフォトンエネルギスペクトルを求める。すなわち、体系内Ｘ線スペクトル計算手段１３は、公知のデータベースを参照することにより、水円柱の外部から水円柱に入射するＸ線の入射フォトンエネルギスペクトルと物質とフォトンとの相互作用確率である減弱係数とから、例えば水円柱とされたスキャン対象モデルの中心におけるＸ線のフォトンエネルギスペクトルを連続スペクトルとして求める。

入射Ｘ線スペクトル計算手段１１から体系内Ｘ線スペクトル計算手段１３に与えられるＸ線の入射フォトンエネルギスペクトルは、Ｘ線管５の管電圧、フィルタ１０の材質および厚さをパラメータとして複数組あるため、被検体Ｐ内におけるＸ線のフォトンエネルギスペクトルもＸ線管５の管電圧、フィルタ１０の材質および厚さごとにそれぞれ求められる。さらに、被検体Ｐ内におけるＸ線のフォトンエネルギスペクトルの計算に用いられる計算モデルも被検体Ｐの体型ごとに複数あるため、被検体Ｐ内におけるＸ線のフォトンエネルギスペクトルも被検体Ｐの体型ごとにそれぞれ求められる。

図３は、図１に示すＰＥＴ−ＣＴ１のＸ線実効単色エネルギ計算システム４により求められる被検体Ｐ内部におけるＸ線のフォトンエネルギスペクトルの一例を示す図である。

図３において縦軸は、Ｘ線の強度（任意単位）を示し、横軸はＸ線のフォトンエネルギ（ｋｅＶ）を示す。

フィルタ１０の材質および厚さ並びに計算モデルを特定した場合には、図３に示すようにＸ線管５の管電圧ごとにそれぞれＸ線のフォトンエネルギスペクトルを連続スペクトルとして求めることができる。図３中の二点鎖線は、Ｘ線管５の管電圧を８０ｋＶとした場合における被検体Ｐ（半径１２ｃｍの円柱ファントム）内部のＸ線のフォトンエネルギスペクトルである。また、図３中の一点鎖線、鎖線、実線は、それぞれＸ線管５の管電圧を１００ｋＶ、１２０ｋＶ、１４０ｋＶとした場合における被検体Ｐ（半径１２ｃｍの円柱ファントム）内部のＸ線の各フォトンエネルギスペクトルである。

一方、図３中の点線は、ＰＥＴ装置３における減弱補正に必要なγ線の単色フォトンエネルギＥ_ＰＥＴ（５１１ｋｅＶ）である。そして、連続スペクトルとして得られたＸ線のフォトンエネルギに対応した減弱係数をスケーリングすることによりγ線のフォトンエネルギＥ_ＰＥＴに対応した減弱係数を求めることができる。つまり、図３に示すように、Ｘ線ＣＴ装置２で用いられるＸ線と、ＰＥＴ装置３で用いられるγ線とは、フォトンエネルギ異なるので、減弱係数のスケーリングが必要である。

ただし、Ｘ線のフォトンエネルギは連続スペクトルを持つので、Ｘ線のフォトンエネルギを単色の実効的なフォトンエネルギとした実効単色フォトンエネルギを求め、実効単色フォトンエネルギを用いてＸ線に対する減弱係数を求める必要がある。

そこで、Ｘ線のフォトンエネルギスペクトルは、体系内Ｘ線スペクトル平均化手段１４に与えられる。

そして、ステップＳ１３において、体系内Ｘ線スペクトル平均化手段１４は、体系内Ｘ線スペクトル計算手段１３から受けた連続スペクトルである被検体Ｐの内部におけるＸ線のフォトンエネルギスペクトルの平均化処理を行うことにより、スキャン対象部位におけるＸ線の実効単色フォトンエネルギを求め、求めた実効単色フォトンエネルギをＸ線実効単色エネルギデータベース１５に書き込む。

この結果、計算モデルごとに撮影条件に応じたＸ線の実効単色フォトンエネルギがＸ線実効単色エネルギデータベース１５に保存される。そして、Ｘ線の実効単色フォトンエネルギは、Ｘ線管５に印加される管電圧、フィルタ１０の材質や厚さ等の撮影条件あるいは被検体Ｐの体型ごとにテーブル形式で保存される。そして、必要なときに、あらためて計算を行うことなく、より短時間で各種条件に応じたＸ線の実効単色フォトンエネルギをＸ線実効単色エネルギデータベース１５から読み込むことができる。

図４は、図１に示すＰＥＴ−ＣＴ１のＸ線実効単色エネルギ計算システム４により求められてテーブル形式で保存されたＸ線の実効単色フォトンエネルギの一例を示す図である。

図４に示す表のようにＸ線実効単色エネルギデータベース１５には、Ｘ線の実効単色フォトンエネルギをテーブル形式で保存することができる。図４によれば、Ｘ線ＣＴ装置２のＸ線管５に印加された管電圧ＣＴが８０ｋＶの場合におけるＸ線の実効単色フォトンエネルギＥ_ＣＴは、５４ｋｅＶであることが分かる。

さらに、Ｘ線の実効単色フォトンエネルギＥ_ＣＴが５４ｋｅＶであるときの減弱係数は、公開されたデータベースから求めることができる。図４によれば、管電圧ＣＴが８０ｋＶでＸ線の実効単色フォトンエネルギＥ_ＣＴが５４ｋｅＶとなった場合の、水に対する減弱係数μ_ｗは０．２２（１／ｃｍ）であり、骨に対する減弱係数μ_ｂは０．６０（１／ｃｍ）であることが分かる。

また、同様に管電圧ＣＴが１００ｋＶの場合と１２０ｋＶの場合にも、それぞれＸ線の実効単色フォトンエネルギＥ_ＣＴが６２ｋｅＶ，７０ｋｅＶ、水に対する減弱係数μ_ｗが０．２０（１／ｃｍ），０．１９（１／ｃｍ）、骨に対する減弱係数μ_ｂが０．５０（１／ｃｍ），０．４５（１／ｃｍ）であることが分かる。

すなわち、従来は、管電圧に依らずＸ線の実効単色フォトンエネルギＥ_ＣＴが経験的に７０ｋｅＶとされていたのに対し、Ｘ線実効単色エネルギ計算システム４により管電圧のみならずフィルタ１０の材質や厚さ並びに被検体Ｐの体型に応じてＸ線の実効単色フォトンエネルギが計算モデルを用いた計算によって求められ、各条件に応じたＸ線の実効単色フォトンエネルギがテーブル形式で保存される。

尚、図４に示すように表形式でＸ線の実効単色フォトンエネルギを保存する他、管電圧、フィルタ１０の厚さおよび材質並びに被検体Ｐの体型をパラメータとして数式化し、Ｘ線の実効単色フォトンエネルギを数式として保存することもできる。

このようにＸ線の実効単色フォトンエネルギが求められると、次に、ステップＳ１４において、Ｘ線ＣＴ装置２によりＣＴスキャンが実行され、被検体Ｐのスキャン対象部位におけるＣＴ値（ＨＵ）が測定される。すなわち、Ｘ線ＣＴ装置２の図示しない高電圧発生装置からＸ線管５に管電圧が印加され、管電流が供給される。そして、Ｘ線管５の管球９から管電圧に応じたフォトンエネルギのＸ線が放射され、フィルタ１０を経由してＸ線のフォトンエネルギが調整されて被検体Ｐに照射される。

Ｘ線管５から被検体Ｐに照射され、被検体Ｐを透過したＸ線は、Ｘ線検出器６により検出されてＸ線検出データとしてＸ線検出データ収集部７に与えられる。Ｘ線検出データ収集部７は、Ｘ線検出器６から受けたＸ線検出データをデジタル化して生データを生成し、生成した生データをＸ線検出データ処理部８に与える。Ｘ線検出データ処理部８は、Ｘ線検出データ収集部７から受けた生データに前処理および画像処理を施すことにより投影データを生成し、さらに生成した投影データから被検体Ｐのスキャン部位におけるＣＴ値（ＨＵ）を求める。

この結果、被検体Ｐのスキャン対象部位におけるＣＴ値（ＨＵ）を得ることができる。被検体Ｐのスキャン対象部位におけるＣＴ値（ＨＵ）は、ＰＥＴ装置３の減弱補正部１８に与えられる。そして、減弱補正部１８において任意の方法で、ＣＴスキャンで得られたＣＴ値（ＨＵ）およびＸ線実効単色エネルギ計算システム４により求められたＸ線の実効単色フォトンエネルギに基づいてＰＥＴ装置３のγ線に対する減弱係数μ_ＰＥＴが求められる。減弱補正部１８では、例えば以下の手順（Ｋｉｎａｈａｎらの方法、非特許文献１参照）で減弱係数μ_ＰＥＴが求められる。

すなわち、ステップＳ１５において、減弱補正部１８では、Ｘ線検出データ処理部８から受けた被検体Ｐのスキャン対象部位におけるＣＴ値（ＨＵ）からスキャン対象部位における物質が仮同定される。つまり、ＣＴ値（ＨＵ）を閾値ε_ＣＴと比較することによりスキャン対象部位が骨領域（ｂ）と骨以外の水領域（ｗ）とに区分される。ＣＴ値（ＨＵ）に対する閾値ε_ＣＴは、概ね２００〜３００程度とすることができる。

そして、ＨＵ＞ε_ＣＴの場合、すなわちＣＴ値（ＨＵ）がε_ＣＴ＝２００〜３００程度を超える場合には、スキャン対象部位が骨領域（ｂ）であると仮同定することができる。逆に、ＨＵ＜ε_ＣＴの場合、すなわちＣＴ値（ＨＵ）がε_ＣＴ＝２００〜３００程度未満である場合には、スキャン対象部位が水領域（ｗ）であると仮同定することができる。

次に、ステップＳ１６において、減弱補正部１８では、スキャン対象部位におけるＣＴ値（ＨＵ）とＸ線実効単色エネルギデータベース１５から読み込んだＸ線の実効単色フォトンエネルギとから、Ｘ線のフォトンエネルギに対応したスキャン対象部位における減弱係数（μ_ＣＴ）が求められる。減弱係数（μ_ＣＴ）は、ＣＴ値（ＨＵ）とＸ線の実効単色フォトンエネルギに対応する水のＸ線に対する減弱係数（μ_ｗ．ＣＴ）とから式（１）により求めることができる。
［数１］
μ_ＣＴ＝（１＋ＨＵ／１０００）×μ_Ｗ．ＣＴ ・・・（１）
次に、ステップＳ１７において、減弱補正部１８では、Ｘ線に対する減弱係数（μ_ＣＴ）をγ線に対する減弱係数（μ_ＰＥＴ）にスケーリングするためのスケーリングファクタが求められる。

Ｘ線の実効単色フォトンエネルギは管電圧やフィルタ１０の材質、厚さ等の撮影条件および被検体Ｐの体型に依存して得られた値Ｅ_ＣＴｋｅＶである。また、ＰＥＴ装置３によるスキャンによって検出されるγ線のフォトンエネルギは、一般的にＲＩとして用いられるＦＤＧを被検体Ｐに投与した検査では、ＦＤＧから放出された陽電子の消滅に伴って発生するγ線のフォトンエネルギであり、５１１ｋｅＶである。

そこで、まずＸ線の実効単色フォトンエネルギ（Ｅ_ＣＴｋｅＶ）に対応する水領域の減弱係数（μ_ｗ．ＣＴ）、Ｘ線の実効単色フォトンエネルギ（Ｅ_ＣＴｋｅＶ）に対応する骨領域の減弱係数（μ_ｂ．ＣＴ）、γ線のフォトンエネルギ（５１１ｋｅＶ）に対応する水領域の減弱係数（μ_{ｗ．ＰＥＴ}）、γ線のフォトンエネルギ（５１１ｋｅＶ）に対応する骨領域の減弱係数（μ_{ｂ．ＰＥＴ}）が公開されたデータベースに基づいて求められる。

そして、スケーリングファクタは、スキャン対象部位が骨領域（ｂ）の場合には、γ線のフォトンエネルギ（５１１ｋｅＶ）に対応する骨領域（ｂ）の減弱係数（μ_{ｂ．ＰＥＴ}）とＸ線の実効単色フォトンエネルギ（Ｅ_ＣＴｋｅＶ）に対応する骨領域（ｂ）の減弱係数（μ_ｂ．ＣＴ）との比（μ_{ｂ．ＰＥＴ}／μ_ｂ．ＣＴ）として求められる一方、スキャン対象部位が骨以外の水領域（ｗ）の場合には、γ線のフォトンエネルギ（５１１ｋｅＶ）に対応する水領域（ｗ）の減弱係数（μ_{ｗ．ＰＥＴ}）とＸ線の実効単色フォトンエネルギ（Ｅ_ＣＴｋｅＶ）に対応する水領域（ｗ）の減弱係数（μ_ｗ．ＣＴ）との比（μ_{ｗ．ＰＥＴ}／μ_ｗ．ＣＴ）として求められる。

次に、ステップＳ１８において、減弱補正部１８では、式（２）に示すように、スキャン対象部位が水領域（ｗ）であるか骨領域（ｂ）であるかによって、Ｘ線に対する減弱係数（μ_ＣＴ）にスケーリングファクタを乗じることによりγ線に対する減弱係数（μ_ＰＥＴ）が求められる。また、スキャン対象部位が水領域（ｗ）の場合には、ＣＴ値（ＨＵ）とγ線のフォトンエネルギ（５１１ｋｅＶ）に対応する水領域（ｗ）の減弱係数（μ_{ｗ．ＰＥＴ}）とから求めることもできる。
［数２］
ＨＵ＞ε_ＣＴのとき
μ_ＰＥＴ＝μ_ＣＴ×μ_{ｂ．ＰＥＴ}／μ_ｂ．ＣＴ
ＨＵ＜ε_ＣＴε_ＣＴ
μ_ＰＥＴ＝μ_ＣＴ×μ_{ｗ．ＰＥＴ}／μ_ｗ．ＣＴ＝（１＋ＨＵ／１０００）×μ_{ｗ．ＰＥＴ}
・・・（２）
そして、減弱補正部１８では、このように減弱係数（μ_ＰＥＴ）がスキャン対象部位ごと求められて減弱補正マップが作成される。減弱補正マップが作成されると、ＰＥＴ装置３で得られた再構成画像に減弱補正を施すことができるようになる。

そこで、ステップＳ１９において、減弱補正マップの作成と並行して、あるいは減弱補正マップの作成が完了すると、ＰＥＴ装置３によるスキャンが実行されてγ線投影データが収集される。すなわち、被検体ＰにＦＤＧ等のＲＩが投与されると、ＲＩは被検体Ｐ内の特定の組織や臓器に選択的に取り込まれた後、陽電子を放出する。そして、ＦＤＧ等のＲＩから放出された陽電子は、消滅に伴って５１１ｋｅＶのフォトンエネルギのγ線を放射する。

ＲＩから放射された５１１ｋｅＶのγ線はγ線検出器１６により検出され、γ線検出データとしてγ線検出データ収集部１７に与えられる。γ線検出データ収集部１７は、γ線検出器１６からγ線検出データをγ線投影データとして受けることにより、被検体Ｐのγ線投影データを収集する。

次に、ステップＳ２０において、γ線検出データ収集部１７において収集された投影データは減弱補正部１８に与えられる。そして、減弱補正部１８では、既に作成された減弱補正マップに従って、γ線検出データ収集部１７から受けた投影データに減弱補正が施される。さらに、減弱補正部１８は、減弱補正後における投影データを画像再構成部１９に与える。

次に、ステップＳ２１において、画像再構成部１９では、減弱補正後の投影データに画像再構成処理が施されて再構成画像データが生成される。

次に、ステップＳ２２において、画像再構成部１９から再構成画像データがモニタ２０に与えられる。この結果、減弱補正により診断用に画質を向上させた再構成画像がモニタ２０に表示される。

つまり以上のようなＰＥＴ−ＣＴ１は、Ｘ線ＣＴ装置２によるＣＴスキャンによって得られるＣＴ値からＰＥＴ装置３における画像再構成用の減弱係数を求めて減弱補正を施す装置である。そして、ＰＥＴ装置３により得られる再構成画像を補正するための減弱係数の計算において、従来は経験的に与えていたＸ線の実効単色フォトンエネルギを、Ｘ線ＣＴスキャンにおけるスキャン対象部位を模擬した計算モデルを用いて計算で求めるように構成したものである。

このため、図１に示すＰＥＴ−ＣＴ１によれば、Ｘ線管５に印加される管電圧に応じてＸ線の実効単色フォトンエネルギが求められるため、管電圧が変更されたとしても管電圧の変更が反映されたスケーリングファクタおよび減弱係数を求めることが可能となる。従って、管電圧の値が反映されない従来の減弱係数の算出方法に比べて、より精度よく減弱係数を求めて適切に減弱補正を行うことにより、良好な画質の再構成画像を得ることができる。

換言すれば、従来はスケーリングファクタおよび減弱係数への影響が存在することからＸ線ＣＴ装置２の管電圧を変更することができなかったのに対し、図１に示すＰＥＴ−ＣＴ１によれば、制約なく管電圧を任意に変えることができるため、ＰＥＴ−ＣＴ１の利便性を向上させることができる。すなわち、管電圧設定の自由度が増し、ＰＥＴ−ＣＴ１の運用上の制約が減少する。特に、Ｘ線ＣＴ装置２の管電圧を小さくすることにより、被検体Ｐの被曝線量を低減させたＰＥＴ−ＣＴ１の運用が可能になる。

また、Ｘ線ＣＴ装置２の管電圧のみならず、フィルタ１０や被検体Ｐの体型等の条件ごとに、スキャン対象部位におけるＸ線の実効単色フォトンエネルギを精度よく求めることができるので、減弱補正の精度とともに再構成画像の画質を向上させることができる。

さらに、図１に示すＰＥＴ−ＣＴ１によれば、管電圧、フィルタ１０、被検体Ｐの体型等の条件ごとに予め計算によって求めたＸ線の実効単色フォトンエネルギをテーブル形式で任意のタイミングで利用できるように構成したため、従来のように条件が変わるたびに試験などを行って経験的にＸ線の実効単色フォトンエネルギを求めるためのデータ収集を行う必要がない。これにより、図１に示すＰＥＴ−ＣＴ１によれば、従来に比べて試験の手間や費用を削減することが可能となり、利便性および経済性の面で有利である。

また、ＰＥＴ装置３においてスキャンを実行して画像を再構成する度に、Ｘ線の実効単色フォトンエネルギを計算する必要がなくなるため、減弱補正後の再構成画像を得るまでに必要な時間を短縮することができる。

特に、被検体Ｐを簡便な水円柱で模擬し、水円柱の径として被検体Ｐの体型が反映されるようにスキャン対象モデルを作成すれば、Ｘ線の実効単色フォトンエネルギを求めるための処理時間の短縮化を図りつつ、より精度よくＸ線の実効単色フォトンエネルギを求めることができる。

同様に、Ｘ線管５のフィルタ１０の材質や厚さを変更させた場合においても、フィルタ１０の材質や厚さに応じて精度よく、かつ簡便に求められてテーブル形式で保存されたＸ線の実効単色フォトンエネルギを用いることで、より短時間に減弱補正を施した良好な画質の再構成画像を得ることができる。

図５は本発明に係る放射線診断装置であるＰＥＴ−ＣＴの第２の実施形態を示す構成図である。

図５に示された、ＰＥＴ−ＣＴ１Ａでは、Ｘ線実効単色エネルギ計算システム４にフィルタ条件設定手段３０を設けた構成およびＸ線ＣＴ装置２のＸ線管５に印加される管電圧をＣＴスキャンに先立って設定した点が図１に示すＰＥＴ−ＣＴ１と相違する。他の構成および作用については図１に示すＰＥＴ−ＣＴ１と実質的に異ならないため同一の構成については同符号を付して説明を省略する。

ＰＥＴ−ＣＴ１ＡのＸ線実効単色エネルギ計算システム４にはフィルタ条件設定手段３０が設けられる。フィルタ条件設定手段３０は、Ｘ線実効単色エネルギデータベース１５にテーブル形式で保存されたＸ線の実効単色フォトンエネルギを参照し、Ｘ線の実効単色フォトンエネルギが所望の値となるときのＸ線ＣＴ装置２のフィルタ１０の材質および厚さをフィルタ条件として設定する機能と、設定したフィルタ条件のときのＸ線の実効単色フォトンエネルギをＰＥＴ装置３の減弱補正部１８に与える機能とを有する。

さらに、必要に応じてフィルタ条件設定手段３０には、Ｘ線ＣＴ装置２のフィルタ１０の材質および厚さが、フィルタ条件に従うフィルタ１０の材質および厚さとなるように、フィルタ１０を制御する機能が備えられる。この場合には、Ｘ線ＣＴ装置２には所望のフィルタ１０を配置するためのフィルタ制御機構が設けられる。ただし、フィルタ条件設定手段３０により設定されたフィルタ条件に従って、ユーザがＸ線ＣＴ装置２にフィルタ１０を設置するようにしてもよい。

次にＰＥＴ−ＣＴ１Ａの作用について説明する。

図６は、図５に示すＰＥＴ−ＣＴ１Ａにより、減弱係数を求めてＰＥＴ装置３で得られた再構成画像を減弱補正する際の手順の一例を示すフローチャートであり、図中Ｓに数字を付した符号はフローチャートの各ステップを示す。

尚、図５において図２と同等なステップには同符号を付して説明を省略する。

まず、ステップＳ１０からステップＳ１３において、Ｘ線の実効単色フォトンエネルギが、管電圧、フィルタ１０の材質や厚さ、被検体Ｐの体型ごとに求められてＸ線実効単色エネルギデータベース１５にテーブル形式で保存される。

次に、ステップＳ３０において、フィルタ条件設定手段３０は、Ｘ線実効単色エネルギデータベース１５にテーブル形式で保存されたＸ線の実効単色フォトンエネルギを参照し、Ｘ線の実効単色フォトンエネルギが所望の値となるときのＸ線ＣＴ装置２のフィルタ１０の材質および厚さをフィルタ条件として設定する。そして、フィルタ条件設定手段３０は、設定したフィルタ条件のときのＸ線の実効単色フォトンエネルギをＰＥＴ装置３の減弱補正部１８に与える。

次に、ステップＳ３１において、Ｘ線ＣＴ装置２のフィルタ１０の材質および厚さを、フィルタ条件設定手段３０により設定されたフィルタ条件に従うフィルタ１０の材質および厚さとしてＣＴスキャンが実行される。Ｘ線ＣＴ装置２のフィルタ１０は、図示しないフィルタ制御機構による自動制御であってもユーザによる設置であってもよい。これにより被検体ＰのＣＴ値が測定される。

次に、ステップＳ１５において、減弱補正部１８では、ＣＴスキャンで測定されたＣＴ値に応じてスキャン対象部位における物質の仮同定が行われる。

次に、ステップＳ３２において、減弱補正部１８では、スキャン対象部位におけるＣＴ値とフィルタ条件設定手段３０から受けた所望の値のＸ線の実効単色フォトンエネルギとから、Ｘ線のフォトンエネルギに対応したスキャン対象部位における減弱係数（μ_ＣＴ）が求められる。

そして、ステップＳ１７からステップＳ２２において、図２と同様な手順でスケーリングファクタの計算、γ線に対する減弱係数の計算、ＰＥＴ装置３によるスキャン、減弱補正および画像再構成処理が行われて、減弱補正後の再構成画像がモニタ２０に表示される。

つまり、以上のようなＰＥＴ−ＣＴ１Ａは、図１に示すＰＥＴ−ＣＴ１がＸ線ＣＴ装置２によるＣＴスキャンの条件に応じてＸ線の実効単色フォトンエネルギを求め、ＣＴスキャンの条件に応じた減弱係数を用いて減弱補正を行う装置であるのに対し、逆にＸ線の実効単色フォトンエネルギが所望の値となるようにＣＴスキャンの条件を設定してＣＴスキャンを行って減弱係数を求める構成である。

このようなＰＥＴ−ＣＴ１Ａでは、Ｘ線の実効単色フォトンエネルギを任意の値とすることができる。例えばＸ線の実効単色フォトンエネルギを従来から経験的に用いられる７０ｋｅＶに設定すれば、ＰＥＴ装置３の減弱補正部１８において従来の減弱補正方法により減弱補正を行っても、精度上の問題が発生しない。

さらに、Ｘ線管５の管球９にかませられるフィルタ１０の材質や厚さによってＸ線の実効単色フォトンエネルギが所望の値となるようにできるため、Ｘ線ＣＴ装置２のＸ線管５に印加される管電圧を任意に設定することができる。このため、ＰＥＴ−ＣＴ１の利便性を向上させることができる。

尚、以上の各実施形態におけるＰＥＴ−ＣＴ１，１Ａの一部の機能や処理を省略してもよい。例えば、Ｘ線の実効単色フォトンエネルギをテーブル形式で保存せずに、必要に応じてその都度計算で求めるように構成してもよい。さらに、ＰＥＴ−ＣＴ１，１Ａの処理の順序を変更してもよい。例えば、ＰＥＴ装置３によるスキャンの実施後に、Ｘ線実効単色エネルギ計算システム４によりＸ線の実効単色フォトンエネルギを計算により求めるように構成してもよい。また、例えば、ＰＥＴ装置３の減弱補正と画像再構成処理の順序を変えてもよい。このため減弱補正部１８および画像再構成部１９は、γ線検出器１６により検出されたγ線検出データから得られる中間的なデータを含めた任意のデータを処理対象とすることができる。

また、ＰＥＴ−ＣＴ１，１Ａの双方の機能を兼ねたＰＥＴ−ＣＴを構成することもできる。

本発明に係る放射線診断装置であるＰＥＴ−ＣＴの第１の実施形態を示す構成図。 図１に示すＰＥＴ−ＣＴのＸ線実効単色エネルギ計算システムにより、Ｘ線の実効単色フォトンエネルギを計算によって求め、求めたＸ線の実効単色フォトンエネルギに基づいて得られた減弱係数を用いてＰＥＴ装置で得られた再構成画像を減弱補正する際の手順の一例を示すフローチャート。 図１に示すＰＥＴ−ＣＴのＸ線実効単色エネルギ計算システムにより求められる被検体内部におけるＸ線のフォトンエネルギスペクトルの一例を示す図。 図１に示すＰＥＴ−ＣＴのＸ線実効単色エネルギ計算システムにより求められてテーブル形式で保存されたＸ線の実効単色フォトンエネルギの一例を示す図。 本発明に係る放射線診断装置であるＰＥＴ−ＣＴの第２の実施形態を示す構成図。 図５に示すＰＥＴ−ＣＴにより、減弱係数を求めてＰＥＴ装置で得られた再構成画像を減弱補正する際の手順の一例を示すフローチャート。 従来のＰＥＴ−ＣＴにおける減弱係数マップの作成および再構成画像の減弱補正の手順の一例を示すフローチャート。

符号の説明

１，１Ａ ＰＥＴ−ＣＴ
２ Ｘ線ＣＴ装置
３ ＰＥＴ装置
４ Ｘ線実効単色エネルギ計算システム
５ Ｘ線管
６ Ｘ線検出器
７ Ｘ線検出データ収集部
８ Ｘ線検出データ処理部
９ 管球
１０ フィルタ
１１ 入射Ｘ線スペクトル計算手段
１２ スキャン対象モデル化手段
１３ 体系内Ｘ線スペクトル計算手段
１４ 体系内Ｘ線スペクトル平均化手段
１５ Ｘ線実効単色エネルギデータベース
１６ γ線検出器
１７ γ線検出データ収集部
１８ 減弱補正部
１９ 画像再構成部
２０ モニタ
３０ フィルタ条件設定手段
Ｐ 被検体

Claims (13)

1. Ｘ線管から管電圧に応じたＸ線を被検体に照射し、前記被検体を透過してＸ線検出器により検出されたＸ線検出データから前記被検体のＣＴ値を求めるＣＴスキャンを実行するＸ線ＣＴ装置と、前記被検体に投与された放射線同位元素から放出されるγ線をγ線検出器により検出し、得られたγ線検出データに対して前記ＣＴ値を用いた減弱補正を行って核医学画像を生成する核医学診断装置とを備え、前記減弱補正は、前記管電圧の切り替えに応じて、減弱係数の算出に用いるＸ線の実効的な単色のフォトンエネルギの値を変えるものであることを特徴とする放射線診断装置。
2. Ｘ線管から管電圧に応じたＸ線を、被検体の内部におけるＸ線の実効的な単色のフォトンエネルギが所望の値となるように材質および厚さの少なくとも一方が設定されたフィルタを介して前記被検体に照射し、前記被検体を透過してＸ線検出器により検出されたＸ線検出データから前記被検体のＣＴ値を求めるＣＴスキャンを実行するＸ線ＣＴ装置と、前記被検体に投与された放射線同位元素から放出されるγ線をγ線検出器により検出し、得られたγ線検出データに対して前記ＣＴ値を用いた減弱補正を行って核医学画像を生成する核医学診断装置とを備え、前記減弱補正は、前記所望の値のＸ線の実効的な単色のフォトンエネルギを用いたものであることを特徴とする放射線診断装置。
3. Ｘ線管から管電圧に応じたＸ線を被検体に照射し、前記被検体を透過してＸ線検出器により検出されたＸ線検出データから前記被検体のＣＴ値を求めるＣＴスキャンを実行するＸ線ＣＴ装置と、前記Ｘ線管から前記被検体に入射するＸ線のフォトンエネルギスペクトルを計算によって求める入射Ｘ線スペクトル計算手段と、前記ＣＴスキャンを模擬した計算モデルおよび前記入射Ｘ線スペクトル計算手段により求められたＸ線のフォトンエネルギスペクトルから前記被検体の内部におけるＸ線の実効的な単色のフォトンエネルギを計算によって求める体系内Ｘ線スペクトル平均化手段と、前記被検体に投与された放射線同位元素から放出される陽電子の消滅に伴って生じたγ線を検出するγ線検出器と、前記Ｘ線ＣＴ装置により求められたＣＴ値および前記体系内Ｘ線スペクトル平均化手段により求められた前記Ｘ線の実効的な単色のフォトンエネルギからγ線に対する減弱係数を求め、求めた前記減弱係数を用いて前記γ線検出器により検出されたγ線検出データから得られるデータに減弱補正を施す減弱補正部と、前記γ線検出器により検出されたγ線検出データから得られるデータに画像再構成処理を施す画像再構成部とを有することを特徴とする放射線診断装置。
4. Ｘ線管から管電圧に応じたＸ線をフィルタを介して被検体に照射し、前記被検体を透過してＸ線検出器により検出されたＸ線検出データから前記被検体のＣＴ値を求めるＣＴスキャンを実行するＸ線ＣＴ装置と、前記Ｘ線管から前記被検体に入射するＸ線のフォトンエネルギスペクトルを前記フィルタの材質および厚さの少なくとも一方に応じて計算によって求める入射Ｘ線スペクトル計算手段と、前記ＣＴスキャンを模擬した計算モデルおよび前記入射Ｘ線スペクトル計算手段により求められたＸ線のフォトンエネルギスペクトルから前記被検体の内部におけるＸ線の実効的な単色のフォトンエネルギを計算によって求める体系内Ｘ線スペクトル平均化手段と、前記体系内Ｘ線スペクトル平均化手段により求められた前記Ｘ線の実効的な単色のフォトンエネルギを保存するＸ線実効単色エネルギデータベースと、前記Ｘ線実効単色エネルギデータベースを参照し、前記ＣＴスキャンの実行により前記被検体の内部におけるＸ線の実効的な単色のフォトンエネルギが所望の値となるように前記フィルタの材質および厚さの少なくとも一方をフィルタ条件として設定するフィルタ条件設定手段と、前記被検体に投与された放射線同位元素から放出される陽電子の消滅に伴って生じたγ線を検出するγ線検出器と、前記Ｘ線ＣＴ装置により求められたＣＴ値および前記フィルタ条件の設定に用いた所望の値の前記Ｘ線の実効的な単色のフォトンエネルギからγ線に対する減弱係数を求め、求めた前記減弱係数を用いて前記γ線検出器により検出されたγ線検出データから得られるデータに減弱補正を施す減弱補正部と、前記γ線検出器により検出されたγ線検出データから得られるデータに画像再構成処理を施す画像再構成部とを有することを特徴とする放射線診断装置。
5. 前記計算モデルおよび前記入射Ｘ線スペクトル計算手段により求められたＸ線のフォトンエネルギスペクトルから前記被検体の内部におけるＸ線のフォトンエネルギスペクトルを求める体系内Ｘ線スペクトル計算手段を設け、前記体系内Ｘ線スペクトル平均化手段は、前記体系内Ｘ線スペクトル計算手段により求められた前記被検体の内部におけるＸ線のフォトンエネルギスペクトルの平均化処理を行うことにより、前記Ｘ線の実効的な単色のフォトンエネルギを求めるように構成したことを特徴とする請求項３または４記載の放射線診断装置。
6. 前記体系内Ｘ線スペクトル平均化手段は、前記被検体の体型に応じて作成された前記計算モデルにより求められた前記Ｘ線のフォトンエネルギスペクトルから前記被検体の内部におけるＸ線の実効的な単色のフォトンエネルギを計算によって求めるように構成したことを特徴とする請求項３または４記載の放射線診断装置。
7. 前記計算モデルのうち前記被検体を、前記Ｘ線ＣＴ装置により実行されるＣＴスキャン面の平均断面積と等価な水円柱で模擬したことを特徴とする請求項３または４記載の放射線診断装置。
8. 前記被検体の体型ごとに作成された複数の前記計算モデルに基づいて、それぞれ前記体系内Ｘ線スペクトル平均化手段により求められた前記Ｘ線の実効的な単色のフォトンエネルギを保存するＸ線実効単色エネルギデータベースを設け、前記減弱補正部は必要なタイミングで前記Ｘ線実効単色エネルギデータベースから所望の前記Ｘ線の実効的な単色のフォトンエネルギを読み込むように構成したことを特徴とする請求項３記載の放射線診断装置。
9. 前記Ｘ線管から前記被検体に照射されるＸ線のフォトンエネルギを制御するフィルタを設け、前記フィルタの材質および厚さの少なくとも一方に応じて前記入射Ｘ線スペクトル計算手段により求められたＸ線のフォトンエネルギスペクトルに基づいて、前記体系内Ｘ線スペクトル平均化手段により求められた前記Ｘ線の実効的な単色のフォトンエネルギを保存するＸ線実効単色エネルギデータベースを設け、前記減弱補正部は必要なタイミングで前記Ｘ線実効単色エネルギデータベースから所望の前記Ｘ線の実効的な単色のフォトンエネルギを読み込むように構成したことを特徴とする請求項３記載の放射線診断装置。
10. Ｘ線ＣＴ装置によるＣＴスキャンが実行された場合における前記被検体内部のＸ線の実効的な単色のフォトンエネルギを管電圧に応じて計算によって求めるステップと、前記Ｘ線ＣＴ装置によるＣＴスキャンの実行により得られた前記被検体のＣＴ値および前記Ｘ線の実効的な単色のフォトンエネルギからγ線に対する減弱係数を求めるステップと、前記減弱係数を用いてＰＥＴ装置によるスキャンにより得られたデータに減弱補正を施すステップとを有することを特徴とする減弱補正方法。
11. Ｘ線ＣＴ装置によるＣＴスキャンが実行された場合に被検体の内部におけるＸ線の実効的な単色のフォトンエネルギが所望の値となるように材質および厚さの少なくとも一方が設定されたフィルタを用いたＣＴスキャンの実行によって得られた前記被検体のＣＴ値および前記所望の値のＸ線の実効的な単色のフォトンエネルギからγ線に対する減弱係数を求めるステップと、前記減弱係数を用いてＰＥＴ装置によるスキャンにより得られたデータに減弱補正を施すステップとを有することを特徴とする減弱補正方法。
12. Ｘ線ＣＴ装置によるＣＴスキャンが実行された場合にＸ線管から被検体に入射するＸ線のフォトンエネルギスペクトルを計算によって求めるステップと、求めたＸ線のフォトンエネルギスペクトルおよび前記ＣＴスキャンを模擬した計算モデルから前記被検体の内部におけるＸ線の実効的な単色のフォトンエネルギを計算によって求めるステップと、前記Ｘ線ＣＴ装置によるＣＴスキャンの実行により得られた前記被検体のＣＴ値および前記Ｘ線の実効的な単色のフォトンエネルギからγ線に対する減弱係数を求めるステップと、前記減弱係数を用いてＰＥＴ装置によるスキャンにより得られたデータに減弱補正を施すステップとを有することを特徴とする減弱補正方法。
13. Ｘ線ＣＴ装置によるＣＴスキャンが実行された場合にＸ線管からフィルタを介して被検体に入射するＸ線のフォトンエネルギスペクトルを、前記フィルタの材質および厚さの少なくとも一方に応じて計算によって求めるステップと、求めたＸ線のフォトンエネルギスペクトルおよび前記ＣＴスキャンを模擬した計算モデルから前記被検体の内部におけるＸ線の実効的な単色のフォトンエネルギを計算によって求めるステップと、前記Ｘ線の実効的な単色のフォトンエネルギを保存するステップと、保存された前記Ｘ線の実効的な単色のフォトンエネルギを参照し、前記ＣＴスキャンの実行により前記被検体の内部における前記Ｘ線の実効的な単色のフォトンエネルギが所望の値となるように前記フィルタの材質および厚さの少なくとも一方をフィルタ条件として設定するステップと、前記Ｘ線ＣＴ装置による前記フィルタ条件に従うＣＴスキャンの実行により得られた前記被検体のＣＴ値および前記フィルタ条件の設定に用いた所望の値の前記Ｘ線の実効的な単色のフォトンエネルギからγ線に対する減弱係数を求めるステップと、前記減弱係数を用いてＰＥＴ装置によるスキャンにより得られたデータに減弱補正を施すステップとを有することを特徴とする減弱補正方法。

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