JP2010085147A

JP2010085147A - 放射線撮像装置及び画像情報作成方法

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Publication number: JP2010085147A
Application number: JP2008252165A
Authority: JP
Inventors: Kazuyoshi Matsuzaki; 和喜松崎; Keiji Kobashi; 啓司小橋
Original assignee: Hitachi Ltd
Current assignee: Hitachi Ltd
Priority date: 2008-09-30
Filing date: 2008-09-30
Publication date: 2010-04-15
Anticipated expiration: 2028-09-30
Also published as: JP5011250B2

Abstract

【課題】
画像を用いた経過観察において、定量性を維持し、広い撮像視野を確保した画像を得るために、それらに大きな影響を及ぼすデータを高精度，広撮像視野で取得する。
【解決手段】
被検者を載せる寝台と、寝台の長手方向の軸のまわりに環状配置され、放射線のエネルギーに応じた信号を出力する複数の放射線検出器と、放射線検出器と寝台の間にあって、放射線検出器の内周に沿って回転させられ、被検者から放出される第一放射線と異なるエネルギーを持つ第二放射線を放出する放射線発生手段と、第一放射線と第二放射線による画像を作成するデータ処理装置と、第一放射線と第二放射線による画像を表示する表示装置とを備え、データ処理装置は、複数の前記第二放射線による画像のうち共通な領域とは異なる領域から得られる情報を、他方の第二放射線による画像に適用する対応領域処理部を備えた放射線撮像装置。
【選択図】図６

Description

本発明は、放射線撮像装置の画像情報作成方法及び放射線撮像装置に関する。

特許文献１には、呼吸停止状態の第１Ｘ線ＣＴ像と呼吸状態の第２Ｘ線ＣＴ像とにおける各部位の大域的な位置合わせをし、第２Ｘ線ＣＴ像のボケた部位の画像を補正して、第１Ｘ線ＣＴ像のようなボケていない部位の画像にすることが記載されている。

特開２００３−２３２８５５号公報

上記特許文献１では、呼吸による遥動を除いてＰＥＴ像を補正する際に画像の位置補正をしているが、画像の定量性について考慮されていない。また、撮像範囲については画像全体での補正を行っており、画像が欠損する場合を考慮されておらず、撮像範囲の問題について考慮されていない。

一般のＰＥＴ撮像ではもちろんのこと、ＰＥＴ装置を用いた経過観察においては以下の項目が特に問題である。

（１）画像の定量性
（２）撮像範囲
本研究の目的は、画像を用いた経過観察において、定量性を維持し、広い撮像視野を確保した画像を得るために、それらに大きな影響を及ぼすデータを高精度，広撮像視野で取得することができる放射線撮像装置の画像情報作成方法を提供することにある。

被検者を載せる寝台と、寝台の長手方向の軸のまわりに環状配置され、放射線のエネルギーに応じた信号を出力する複数の放射線検出器と、放射線検出器と寝台の間にあって、放射線検出器の内周に沿って回転させられ、被検者から放出される第一放射線と異なるエネルギーを持つ第二放射線を放出する放射線発生手段と、第一放射線と第二放射線による画像を作成するデータ処理装置と、第一放射線と第二放射線による画像を表示する表示装置とを備え、データ処理装置は、複数の前記第二放射線による画像で共通な領域とは異なる領域から得られる情報を、他方の第二放射線による画像に適用する対応領域処理部を備えた放射線撮像装置を提供する。

画像を用いた経過観察において、高精度，広撮像視野のデータを収集でき、経過観察に耐え得るエミッション画像を取得することができる。

以下図面を用いて実施例を説明する。

本実施例として、ＰＥＴ装置を用いて説明する。

ＰＥＴ装置は、近年、主として医療分野における腫瘍診断の目的で重用されている。ＰＥＴ装置は、被検体である被検者に注入された放射線薬剤に由来して被検者の体内から放出される放射線（γ線）を計測し、その計測データから被検者体内の放射性薬剤の分布を画像化する。このようなＰＥＴ装置は、代謝機能や生理機能の診断に用いられる。放射線計測技術を応用した、非侵襲的に被検者体内の画像を得る放射線画像診断装置の代表的なものにＸ線ＣＴ装置がある。

ＰＥＴ装置を用いた悪性腫瘍等の診断は、以下のようにして行われる。まず、陽電子放出核種（¹⁵Ｏ，¹³Ｎ，¹¹Ｃ，¹⁸Ｆ等）で標識した、体内の特定の部位に特異的に集積する放射性薬剤（以下、ＰＥＴ薬剤と呼ぶ）が被検者に投与される。被検者の体内のＰＥＴ薬剤から放出された陽電子は、付近の細胞内の電子と結合して陽電子消滅する。この消滅時に、５１１ＫｅＶのエネルギーを有する一対のγ線（以下、対γ線と呼ぶ）が放出される。対γ線のそれぞれは互いにほぼ正反対の方向に放出されるため、双方のγ線を同時計測することにより陽電子消滅イベントが体内のどの直線上で起こったかを特定することができる。これらのγ線は、放射線検出器によって検出される。統計的に十分な数の対γ線を検出した後、フィルタード・バック・プロジェクション法などの画像再構成アルゴリズムを用いることによって、対γ線の発生頻度分布、すなわちＰＥＴ薬剤の被検者体内での分布を画像化することができる。この体内のＰＥＴ薬剤に起因して生じるγ線の計測をエミッション計測（以下、Ｅ計測という）、及びエミッション計測で得られたγ線検出信号を基に再構成された画像情報をエミッション画像情報（以下、Ｅ画像情報という）と呼ぶ。Ｅ画像情報は、一般的には単にＰＥＴ画像と呼ばれるが、本明細書では後述のトランスミッション画像情報（以下、Ｔ画像情報という）と区別するためＥ画像情報と呼ぶ。またＥ計測から再構成までの一連のプロセスをまとめてエミッション撮像と呼ぶ。

このようなＰＥＴ装置を用いた検査においては、例えば糖（グルコース）の類似体であるＦＤＧ（Fluoro-2-deoxyglucose）と呼ばれるＰＥＴ薬剤を被検者に投与した場合には、正常部位に比べて糖代謝の大きい悪性腫瘍（がん）にＰＥＴ薬剤が集積する。このため、悪性腫瘍の位置，形状及び細胞活性度等の機能についての診断が可能になる。

ところで、定量性を要求するＰＥＴ検査ではＥ計測とは別に、ＰＥＴ装置に設けられたトランスミッション線源であるγ線源を用いたトランスミッションと呼ばれる計測（トランスミッション計測、以下Ｔ計測という）も行われる。ＰＥＴ計測におけるγ線の減弱とは、放射性薬剤由来のγ線が被検者の体外に出るまでに体内の物質と相互作用を及ぼす結果、画像化に有効な同時計測データとして検出されない現象のことを指す。このγ線の減弱分を補正するプロセスは、減弱補正と呼ばれ、現在では大部分のＰＥＴ検査で実施されている。

減弱補正は通常、Ｔ計測で得られるデータを用いて行う。すなわち、γ線源をベッド上に乗っている被検者の周囲で旋回させて、γ線源から放出されるγ線（放射線）を被検者に照射する。このγ線が被検者を透過する様々な方向でのそれぞれの放射線透過率を求める。Ｅ計測にて得られたデータが、これらの放射線透過率のデータを用いて補正される。γ線源には通常⁶⁸Ｇｅ−⁶⁸Ｇａや¹³⁷Ｃｓなどの放射性同位体（Radio-Isotope；以下「ＲＩ」と呼ぶ）が用いられる。γ線源の替りに、特開２００６−２３１０８３号公報に記載されているようにＸ線源を用いることも可能である。なお、必要に応じて、Ｔ計測によって得られたデータを基に被検者の断層画像情報が再構成される。この断層画像情報は、形態画像情報であり、以下においてＴ画像情報と呼ばれる。Ｔ画像情報は被検者の体内の放射線減弱の分布を表すものである。必要ならばその画像情報を基に再度投影方向ごとの減弱率を求め、これらの減弱率を減弱補正に用いることもできる。

近年では、The Journal of Nuclear Medicine, Vol. 45, No.1 の４Ｓ頁〜１４Ｓ頁に記載されているような、ＰＥＴ装置にＸ線ＣＴ装置を並列に配置して組み合わせた複合ＰＥＴ／ＣＴ装置が普及している。これら複合ＰＥＴ／ＣＴ装置ではＸ線ＣＴ装置にて得られた断層画像情報を利用して減弱補正を行っている。特開２００６−２３１０８３号公報は、環状に配置した複数の放射線検出器の内側でＸ線源を旋回させる構造のＰＥＴ装置を提案している。このＰＥＴ装置も、Ｘ線源から放出されて、被検者を透過したＸ線の検出信号を用いて再構成された断層画像情報を利用して減弱補正を行っている。

上記のように腫瘍診断を目的として行うＰＥＴ撮像を治療（例えば放射線治療，化学療法等）の前後に行うことにより、治療効果を判定したり、予後を判定したりといった目的で行う経過観察が注目されている。従来もＸ線ＣＴ，核磁気共鳴撮像法（Magnetic Resonance Imaging、以下ＭＲＩ）等の画像診断モダリティを用いた経過観察が行われていた。しかし、Ｘ線ＣＴ，ＭＲＩはいわゆる形態画像と呼ばれ、形，大きさ等が評価されるのみであった。一方ＰＥＴ画像は、上記のように細胞活性度合等の機能を画像化しているため機能画像と呼ばれている。そのためＰＥＴ画像の持つ情報は、ＣＴ，ＭＲＩでは得ることのできない情報である。また、ＰＥＴ撮像によって得られる腫瘍の活性度合の機能変化は、形，大きさ等の形態変化よりも早期に観察され、経過観察の有効な手段として期待されている。

ＰＥＴ画像を用いた経過観察を行う際に重要となるのは、ＰＥＴ画像の定量性である。機能情報の定量値が正しくなければ、治療前後の画像を比較することはできないため、経過観察をすることは困難である。ＰＥＴ画像の定量性に対する大きな要因として、上記減弱補正が挙げられる。上記のように放射性薬剤に由来するγ線が体外に出るまでに減弱する量は次のように計算できる。減弱係数μの物質を入射強度Ｉ₀で距離Ｌだけ透過した場合の出射強度Ｉとすると、減弱量は次式で表わされる。

Ｉ／Ｉ₀＝exp（−μＬ）
人体を構成する成分はほぼ水と考えることができるため、エネルギー５１１ｋｅＶのγ線が水を距離Ｌ＝１０cmを透過する際に受ける減弱量は、減弱係数μ＝０.０９５／cm（５１１ｋｅＶ）を用いると、Ｉ／Ｉ₀＝０.３８７となり、約４割程度まで減弱してしまう。そのためＥ計測のみでは、真のγ線飛来量、つまり放射線薬剤分布量は計測できず、γ線の減弱量を補正するＴ計測は必須である。このようにＰＥＴ画像の定量性においてＴ計測ならびに減弱補正は重要である。

減弱補正用データを収集・補正する方法として、上記のように通常、ＰＥＴ装置ではγ線源を、ＰＥＴ／ＣＴ装置ではＸ線源を用いるものがあるが、これらは両者とも放射線源を用いることにより体内の減弱分布を計測し、ＰＥＴ装置と一体となってＥ計測と同時に行うという点は共通している。これに対し、別画像診断装置で撮像された画像を用いて減弱補正を行う方法が提案されている。Medical Physics, Vol. 30(5) の９３７頁〜９４８頁では、ＭＲＩ装置で撮像された画像を減弱補正データへ変換し、そのデータをもとに減弱補正する方法を提案している。放射線源を用いず、またＰＥＴ撮像と同時に撮像せずに、画像処理方法を用いて減弱補正をする方法である。なおIEEE Transactions on Medical Imaging, Vol. 18, No.8 の７１２頁〜７２０頁は２つの画像情報の非線形の重ね合わせ技術（Non-rigid image registration法）を開示している。

一般のＰＥＴ撮像ではもちろんのこと、ＰＥＴ装置を用いた経過観察においては以下の項目が特に問題である。（１）画像の定量性、（２）撮像範囲。

（１）に関して、従来のＰＥＴ撮像は腫瘍診断を例とした場合、一回の撮像内での放射性薬剤分布及び集積量を見ることにより腫瘍の有無や活性度を判断していた。そのため、通常の放射線薬剤分布領域に対して規格化した指標であるStandard Uptake Value（以下ＳＵＶ）値もその一回の撮像内でのみ比較されるものであった。しかし経過観察のような複数回の撮像を考えた場合、その都度撮像するＴ計測の精度にばらつきがあり減弱補正用データが一定でないと、通常の放射性薬剤分布領域の値が変化してしまい、ＳＵＶ値も変化してしまうため、直接比較することができない。また画像定量性は被験者の被ばくの問題とも関係がある。近年ＰＥＴ撮像はＰＥＴ／ＣＴ装置を用いることが一般的になってきているが、経過観察を行うことを考えた場合、被験者はＴ計測を行うために毎回ＣＴ撮像を行わなければならないため被ばく量が増大してしまう。２００４年に英医学雑誌「Lancet」においてRisk of cancer from diagnostic X-raysという記事が発表され日本のがんの３.２％は放射線診断による被ばくが原因との推計が報告された。このように被験者の被ばくの問題は非常に深刻であり、Ｔ計測用のＣＴ撮像による被ばくは少なくすることが望まれている。ただし単純にＸ線の線量を低くしてしまうと、Ｔ計測データの統計精度が悪くなり質が低下してしまうため、結果的に画像の定量性を低下させてしまう。このように画像定量性は被爆量とも密接に関係している。

上記被ばく量を低減する方法として、経過観察の過程の一番初めのＰＥＴ撮像において、高線量のγ線もしくはＸ線でＴ計測データを取得し、それ以降のＰＥＴ撮像では、そのＴ計測データを用いてＥ計測データを減弱補正する方法が、同一被験者であれば原理的には可能と考えられる。これにより経過観察の過程で常にＴ計測を行う必要がなく被ばく量を低減することができる。しかしＥ計測とＴ計測とを同時に行わないとすると、被験者の画像上での位置や姿勢はＰＥＴ撮像毎に異なるためそれらの位置合わせが必要となる。Medical Physics, Vol. 30(5) の９３７頁〜９４８頁に示したような２つの画像の非線形な重ね合わせ技術を用いて画像の位置を合わせたとして、局所的な位置合わせは可能であっても、全身すべての位置や姿勢を合わせることは困難であり、結果減弱補正の精度は低下してしまう。

（２）の問題に関して述べる。さらに一度収集したＴ計測データが常にＥ計測データと同一の撮像範囲であるとは限らない。逆に経過観察家庭でのすべてのＰＥＴ撮像において、常にＥ計測データと一度収集するＴ計測データを同じ撮像範囲で撮ることは困難である。これが上記（２）の問題である。この問題は一度撮像するＴ計測が必ずＥ計測データを包含する形で計測されれば解決するが、頭部専用ＰＥＴ装置のような移動範囲が制限されるような場合には、このような計測はできない。特に近年Ｔ計測に用いるγ線源として点線源を用いた場合にはこれらは顕著である。図１に示すように点線源を用いた撮像領域は斜線部分になり、Ｅ計測で被験者を移動させずに収集できる撮像範囲すべてのＴ計測を収集できない。データが欠如した部分のＴ計測を行おうとしても、頭部用専用ＰＥＴ装置では開口径が小さいため、被験者の肩が開口と干渉してしまい、それ以上奥に挿入できないためＴ計測は行えない。Ｔ収集が行えない領域は、Ｅ収集が可能であっても画像化することができないため、そもそも十分な範囲のＰＥＴができなくなってしまう。他の画像診断装置、たとえばＭＲＩを用いて減弱補正用のデータを画像処理によって作成する方法であっても、ＭＲＩ画像が主に画像化しているものはプロトン分布であり、γ線の減弱分布ではない。そのため減弱分布に変換するためにはＭＲＩ画像を領域分割し減弱係数として既知の値をあてはめているが、減弱分布値にも個体差があるため真の減弱分布値を求めることはできない。このようにＴ収集できないことによる撮像領域の問題はＰＥＴ撮像において重要な課題である。

一般にＰＥＴ装置もしくはＰＥＴ／ＣＴ装置において、体内の放射性薬剤分布および放射性薬剤量を取得するＥ画像情報は、減弱補正を行わない限り正しい分布およびその量を画像化することはできない。つまりＥ画像情報の定量性を向上させるためには、減弱補正用のデータであるＴ画像情報の精度を向上させることは重要であり、逆にＴ画像情報の精度を向上することで、Ｅ画像情報の精度を向上することが可能である。上記ＰＥＴ装置もしくはＰＥＴ／ＣＴ装置では、Ｔ画像情報収集するために外部放射線源として、γ線源もしくはＸ線源を用いている。Ｔ画像情報の精度は、これら外部放射線源から放射強度を上げることで向上することが可能である。しかし、特にＸ線源ではしばしば被検体に対する被爆量が多いことが問題視されている。特に経過観察のような複数回のＰＥＴ撮像を行うときには、被爆回数が増えてしまう。したがって、外部放射線源による被ばく量を低減することは不可欠である。

本発明者らは、経過観察のように同一の被験者を複数回ＰＥＴ撮像するような場合、毎回高放射線強度でＴ画像情報を取得する必要はなく、一度高精度なＴ画像情報を取得し、それ以降のＴ画像情報は被験者の体輪郭と位置を取得し、そのＴ画像情報を高精度なＴ画像情報で補正することで、毎回高精度なＴ画像情報を取得でき、被験者の被爆量を低減できるのではないかと考えた。

図２に画像データ処理の流れを示す。同一被験者を同一画像診断装置もしくは異なる画像診断装置で複数回撮像し、それぞれ得られる減弱補正用データである画像Ａ，画像Ｂに対して、上記の手段を実施するための形態は次のようになる。同一被験者を同一画像診断装置であっても異なる時点、もしくは異なる画像診断装置で撮像した場合には、撮像範囲や画像内での被検体の位置は異なるため、これらを一般的な線形変換による画像位置合わせ方法、もしくは非線形の位置合わせ方法を用いて画像Ａ，画像Ｂとの位置合わせを行う。この位置合わせは、画像表示装置に両方の画像を表示して、人によって位置を調整しても良い。また、位置調整が必要無い様にするため、様々な種類の装置で撮像された画像の位置と大きさを予め定めた一定範囲内に入るように規格を設けておいて、それぞれの画像をその規格に合わせて保存しておけば、位置調整は必要ない。

位置合わせした画像Ａ，画像Ｂにおいて、どちらかの画像について二つ以上の領域に分割する（ここでは画像Ｂを領域分割する例で説明する）。尚、分割は必ずしも必要ではないが、分割することにより共通領域と共通しない領域が正しいか確認することができる。

図３に領域分割による比較画像の対応分類を示す。画像Ａと上記分割した各領域が対応する画像Ｂでの領域が画像上でどのように対応しているかは、以下の３種類の状態の概要である画像上のプロフィールに分類できる。但し、この分類は必ずしも必要ではない。

プロフィール（１）画像Ａ，画像Ｂ共に同一の領域として識別可能
プロフィール（２）画像Ａでは領域として識別可能だが、画像Ｂでは識別不可
プロフィール（３）画像Ａでは領域として識別不可だが、画像Ｂでは識別可能
これら各画像の対応する各領域において、各画像の対応画素値を対応情報として算出し、保持する。また各画像において、同一画素値でかつ連続している分布を求め、各画像の連続領域分布とその対応を対応情報として算出し、保持する。さらに画像Ａ，画像Ｂが同一の撮像範囲でなく、広い撮像範囲での減弱補正データを取得したい場合には、上記で求めた対応情報と広い撮像範囲を持つ画像の非共通部分のデータを用いて不足分の減弱補正データを作成する。

図４に、比較する画像の持つ特徴が同一の場合の処理手順および画像の共通領域，非共通領域からのμ−Ｍａｐ推定のやり方を示す。上記図２及び図３に示した画像データ処理の方法を実際の画像情報を用いて以下に詳細に説明する。まずＰＥＴ装置もしくはＰＥＴ／ＣＴ装置の外部放射線源を用いて上記画像Ａ，画像Ｂが取得された場合を例として図４に示す。外部放射線源としてγ線源を用いて画像Ａ，画像Ｂを取得した場合、まず画像Ａ，画像Ｂを位置合わせ、領域分割を行う。画像Ａ，画像Ｂは同一の情報を持った画像であるため、画像Ａ，画像Ｂにおける共通部分の領域対応の分類は上記プロフィール（１）〜（３）のうち、プロフィール（１）のみである。この場合、どちらか統計精度の高い画像データの画素値を用いて新たな減弱補正データを作成することができる。また画像Ｂと同様の撮像領域を取得したい場合でも、領域として不足した領域をそのまま用いることで減弱補正データを作成することができる。これらはＸ線源を用いた場合にも同様である。また画像Ａ，画像Ｂの一方をγ線源、他方をＸ線源とした場合でも、放射線源を用いているため得られる画像の持つ性質は共通であり、上記の方法により高精度な減弱補正データを取得可能である。尚、減弱補正データの他、体内散乱の補正情報を用いても良い。

このように、放射線撮像装置が、第一放射線による画像と第一放射線とは異なるエネルギーの第二放射線による画像を記録し、複数の第二放射線からの画像のうち共通な領域とは異なる領域から得られる情報を、他方の第二放射線による画像に適用し、共通な領域とは異なる領域から得られる情報を用いて前記第一放射線による画像を補正し、補正した画像を表示する画像情報作成方法により、高精度，広撮像範囲のデータを取得可能である。また、ＰＥＴ画像を用いた経過観察において、高精度，広撮像視野のデータを収集でき、経過観察に耐え得るエミッション画像を取得することができる。

図５に、比較する画像の持つ特徴が異なる場合の本発明による処理手順および画像の共通領域，非共通領域からのμ−Ｍａｐ推定のやり方を示す。次に一方をＰＥＴ装置もしくはＰＥＴ／ＣＴ装置の外部放射線源を、他方を別画像診断装置（例えばＭＲＩ）により、それぞれ画像Ａ，画像Ｂを取得した場合を例として図５に示す。ただし画像Ａ，画像Ｂは共通の撮像領域を含んでいる必要がある。ＭＲＩによる画像は、形態画像であり、略体輪郭情報を持つ画像である。画像Ａと画像Ｂを位置合わせ、領域分割する。画像Ａ，画像Ｂがそれぞれ持つ画像情報は同一の性質ではないため、共通領域での画素値の特徴は上記（１）〜（３）のいずれかに分類される。これら画像Ａと画像Ｂの共通領域から領域の対応画素値，連続領域の情報を取得し、それらを図５に示したようなデータとして保持する。図５のデータは画像Ａと画像Ｂのデータがあればそれが入力される。データが無い場合は、データの不足している部分を画面に表示して、人により画像ＡとＢを参照しながらデータが入力される。一方、画像Ｂにのみ含まれている非共通領域では、上記共通領域にて取得した対応画素値，連続領域の情報を用いて、連続領域であればその対応画素値を当てはめることができる。連続領域の情報を用いることで非共通領域に適用する情報の適切さが増し、画像の精度が向上する。連続領域でない場合にも、上記共通領域にて取得した情報を用いて、画像Ｂの画素値と対応する画像Ａの画素値が存在する場合はその対応を用いて推定することが可能である。非共通部分における画像Ｂの画素値に対応する画像Ａの画素値が存在せず推定が困難な場合には、予め決められた画素値を設定することによりμ−Ｍａｐを作成し、その後補正可能とする。

このように、放射線撮像装置が、第一放射線による画像、第一放射線とは異なるエネルギーの第二放射線による画像、および第二放射線による断層画像と少なくとも一部共通領域を撮像し、略体輪郭情報を持つ画像を記録し、第二放射線による画像と略体輪郭情報を持つ画像のうち共通な領域とは異なる領域から得られる情報を、他方の画像に適用し、共通な領域とは異なる領域から得られる情報を用いて前記第一放射線による画像を補正し、補正した断画像を表示する画像情報作成方法により、高精度，広撮像範囲のデータを取得可能である。また、ＰＥＴ画像を用いた経過観察において、高精度，広撮像視野のデータを収集でき、経過観察に耐え得るエミッション画像を取得することができる。

このように二つの画像Ａ，画像Ｂにおいて、それらの画像情報が持つ性質が同一の場合，異なる場合、どちらであっても高精度でかつ広撮像領域のデータを取得可能である。

本発明の好適な一実施例である陽電子放出断層撮像装置（ＰＥＴ装置）を、図６を用いて説明する。図６は、本実施例のＰＥＴ装置において同一の被験者を複数回撮像し、そこで得られたＴ画像情報を処理するデータフローを示している。図６のＰＥＴ装置は、図４の画像処理を実行する。ＰＥＴもしくはＰＥＴ／ＣＴ装置１からＥ画像データおよびＴ画像データもしくはＣＴ画像データを得るプロセスは、一般的なＰＥＴ装置もしくはＰＥＴ／ＣＴ装置と同様である。

ＰＥＴ装置１は、被検者に放射線を照射する外部放射線源２と、複数の検出器を有する検出器リング３（複数の放射線検出器）と、被検者を寝せる寝台４と、ＰＥＴ装置１で撮像した画像を表示する画像表示装置５と、ＰＥＴ装置１で撮像し、画像表示装置に表示させるデータ処理装置６（ＰＥＴ装置のみ接続）を有する。

ＰＥＴ装置１により第１撮像においてＥ１データ，Ｔ１データを得て、第２撮像においてＥ２データ，Ｔ２データを得る。Ｔ１データもしくはＴ２データは同等の統計精度である必要はなく、外部放射線源２の強度を低減する、撮像を短時間にすることにより被験者の被ばく量を低減することができる。上記Ｔ１データ，Ｔ２データを位置合わせ部により位置合わせする。領域分割部により、Ｔ１データをｉ通り、Ｔ２データをｊ通りに領域分割する（説明のためｉ＝４通り，ｊ＝５通りに分割する）。この領域分割処理は、画像表示装置５より指定することも可能である。これによりＴ１データおよびＴ２データを構成する領域は以下のような集合で表すことができる。

Ｔ１データ：｛(共通)（Ｖ１[Ｔ１]，Ｖ２[Ｔ１]，Ｖ３[Ｔ１]，Ｖ４[Ｔ１]）｝
Ｔ２データ：｛(共通)（Ｖ１[Ｔ２]，Ｖ２[Ｔ２]，Ｖ３[Ｔ２]，Ｖ４[Ｔ２]）、
(非共通)（Ｖ１[Ｔ２]，Ｖ２[Ｔ２]，Ｖ３[Ｔ２]，Ｖ５[Ｔ２]）｝
対応領域処理部は、Ｔ１データとＴ２データは同一の特徴を持つ画素値を持っているため、撮像範囲が共通な領域では画素値の対応は１対１であり、対応するどちらか一方統計制度の高い画素値を用いることで高精度なμ−Ｍａｐを求めることができる。また非共通領域においても、Ｖ１［Ｔ２］，Ｖ２［Ｔ２］，Ｖ３［Ｔ２］は共通部分からの連続領域であるため、そのまま前記値をμ−Ｍａｐに適用可能である。Ｖ５［Ｔ２］領域も独立した領域であるが、Ｔ１データ，Ｔ２データは同一の特徴を持っているためその画素値をそのまま利用することが可能である。これにより得られるμ−Ｍａｐの集合は以下のようになる（高精度なデータとしてＴ１データを採用した例を示す）。

μ−Ｍａｐ：｛Ｖ１[Ｔ１]，Ｖ２[Ｔ１]，Ｖ３[Ｔ１]，Ｖ４[Ｔ１]，Ｖ５[Ｔ２]｝
尚、高精度なデータとしてＴ２データを採用しても良い。

上述した様に、被検者を載せる寝台と、放射線の検出信号を出力する複数の放射線検出器と、放射線検出器と寝台の間にあって、放射線検出器の内周に沿って回転させられ、被検者から放出される第一放射線と異なるエネルギーを持つ第二放射線を放出する放射線発生手段と、第一放射線と第二放射線による画像を作成するデータ処理装置と、第一放射線と第二放射線による画像を表示する表示装置とを備え、データ処理装置は、複数の前記第二放射線による画像のうち共通な領域とは異なる領域から得られる情報を、他方の第二放射線による画像に適用する対応領域処理部を備えた放射線撮像装置により、高精度，広撮像範囲のデータを取得可能である。また、ＰＥＴ画像を用いた経過観察において、高精度，広撮像視野のデータを収集でき、経過観察に耐え得るエミッション画像を取得することができる。

また、放射性薬剤に起因して被検体から放出される第１放射線を入力するときに被検体を乗せるベッドを取り囲んでいる複数の放射線検出器から出力される各第１放射線検出信号よりそれぞれ得られる各第１情報に基づいて第１断層画像情報を作成し、放射線源から放出される第２放射線を入力するときに被検体を乗せるベッドを取り囲んでいる複数の放射線検出器から出力される第２放射線検出信号から得られる第２情報に基づいて第２断層画像情報を作成し、第２断層画像情報を作成した同様の方法で被検体を異なる時点で撮像した第３断層画像情報、もしくは別装置にて撮像した第２断層画像情報と一部でも共通した撮像領域と類似した形態情報を保持した第３断層画像情報を画像保持装置より取得し、第２断層画像情報に対して第３断層画像情報を位置合わせし、第２断層画像情報と第３断層画像情報それぞれを一つ以上の領域に分割し、第２断層画像情報と位置合わせした第３断層画像情報との共通撮像領域において、各画像の領域に対応する部位に対して、第２断層画像情報と第３断層画像情報のどちらか精度の高い画像情報、もしくは第２断層画像情報と第３画像情報の両方から算出した画像情報（以下、高精度画像情報）を算出し、第２断層画像情報と位置合わせした上記第３画像情報との非共通領域において、どちらか広い撮像領域を持った断層画像情報を用いて、狭い撮像領域を持った断層画像情報の形態を補完することにより得られる広い撮像領域を持った画像情報（以下、広撮像領域画像情報）を算出し、補完された領域に対して高精度画像情報を適用し、高精度画像情報と広撮像領域画像情報を融合した第４断層画像情報を算出し、第１断層画像情報を第４画像情報にて減弱補正することにより、高定量性，広視野を確保した第１断層画像情報を取得することができる。高精度画像情報を用いてより精度の高い画像を作成することができる。

別の実施例について、図面を用いて説明する。

以上述べた実施例は、ＰＥＴ装置もしくはＰＥＴ／ＣＴ装置を用いたものであるが、ＰＥＴ装置と画像情報保持装置７との組み合わせにて実施することが可能である。その例を図７を用いて説明する。図７は、本実施例のＰＥＴ装置において被験者を撮像したＴ画像情報と、本装置以外で撮像し（ＭＲＩ画像情報等）画像情報保持装置７に保存された前記Ｔ画像情報とは異なる特徴をもつ画像情報（以下Ｍデータ）を処理するデータフローを示している。図７のＰＥＴ装置は図５の画像処理を実行する。

データ処理装置８はＰＥＴ装置および画像情報保持装置７と接続され、ＰＥＴ装置１で撮像したデータを画像表示装置に表示させ、また、画像情報保持装置７の画像を画像表示装置に表示させる。

前記方法と同様、ＰＥＴ装置１よりＥデータ，Ｔデータを得て、画像情報保持装置７よりＭデータを得る。ただしＭデータの撮像領域は、Ｔデータの撮像範囲より広範囲のものとする。上記Ｔデータ，Ｍデータを位置合わせする。Ｔデータをｉ通り、Ｍデータをｊ通りに領域分割する（説明のためｉ＝４通り、ｊ＝５通りに分割する）。これによりＴデータおよびＭデータを構成する領域は以下のような集合で表すことができる。

Ｔデータ：｛（共通）（Ｖ１［Ｔ］，Ｖ２［Ｔ］，Ｖ３［Ｔ］，Ｖ４［Ｔ］）｝
Ｍデータ：｛（共通）（Ｖ１［Ｍ］，Ｖ２［Ｍ］，Ｖ３［Ｍ］，Ｖ４［Ｍ］）、
（非共通）（Ｖ１［Ｍ］，Ｖ２［Ｍ］，Ｖ３［Ｍ］，Ｖ５［Ｍ］）｝
ＴデータとＭデータは異なる特徴を持つ画素値を持っているが、撮像範囲が共通な領域では、位置合わせがされているため画素値の対応は１対１であり、ＴデータとＭデータの画素値対応情報を得ることができる。また非共通領域においても、Ｖ１［Ｔ］，Ｖ２［Ｔ］，Ｖ３［Ｔ］は共通部分からの連続領域であるため、そのまま前記値をμ−Ｍａｐに適用可能である。Ｖ５［Ｍ］領域も独立した領域は、画素値対応情報がないため、規定値として設定してあるＶ１［Ｔ］をμ−Ｍａｐに適用する。規定値として設定したＶ１［Ｔ］は、操作者が画像表示装置５で確認，修正可能な機能を有している。これにより得られるμ−Ｍａｐの集合は以下のようになる。

μ−Ｍａｐ：｛Ｖ１［Ｔ］，Ｖ２［Ｔ］，Ｖ３［Ｔ］，Ｖ４［Ｔ］｝
このように本発明を用いて広撮像範囲の減弱補正データを取得可能である。

減弱補正部は、得られたμ−Ｍａｐデータを用いてＥ１データとＥ２データに減弱補正を行い、補正済みのＥ１データとＥ２データを作成する。これら補正済みのＥ１データとＥ２データは画像表示装置５に出力される。

上述した、陽電子放出型断層撮像装置により、ＰＥＴ画像を用いた経過観察において、高精度，広撮像視野の減弱補正データを収集でき、経過観察に耐え得るエミッション画像を取得することができる。また経過観察の過程で被験者の被ばく量を低減することができる。

上述した様に、被検者を載せる寝台と、放射線の検出信号を出力する複数の放射線検出器と、放射線検出器と寝台の間にあって、放射線検出器の内周に沿って回転させられ、被検者から放出される第一放射線と異なるエネルギーを持つ第二放射線を放出する放射線発生手段と、第一放射線と第二放射線による画像を作成するデータ処理装置と、第一放射線と第二放射線による画像を表示する表示装置と、第二放射線による断層画像と少なくとも一部共通領域を撮像し、略体輪郭情報を持つ画像を取り込む手段を備え、データ処理装置は、第二放射線による画像と前記取り込む手段からの画像のうち共通な領域とは異なる領域から得られる情報を、他方の画像に適用する対応領域処理部を備えた放射線撮像装置により、高精度，広撮像範囲のデータを取得可能である。また、ＰＥＴ画像を用いた経過観察において、高精度，広撮像視野のデータを収集でき、経過観察に耐え得るエミッション画像を取得することができる。

以上述べた各実施例は、μ−Ｍａｐデータについて、共通領域のデータを非共通領域のデータへ対応領域処理部で処理したが、他のデータでも同様に、共通領域のデータを非共通領域のデータへ適用することができる。

以上述べた各実施例は、ＰＥＴ装置もしくはＰＥＴ／ＣＴ装置を用いたが、その他ＰＥＴ装置とＭＲＩ装置を組み合わせたＰＥＴ／ＭＲＩ装置でもよい。また、画像保存装置より取得する画像は、実際に撮像された画像を用いたが、一般的な人体をモデル化したデジタルデータを用いてもよい。

また、以上述べた各実施例は、ＰＥＴ装置もしくはＰＥＴ／ＣＴ装置を用いたが、ＰＥＴ装置に替えてＳＰＥＣＴ装置でも良いし、平面像を撮像するガンマカメラなどでも良く、放射線撮像装置へ広く適用できる。また、上述した実施例は減弱係数を用いて説明したが、体内散乱の補正情報を共通領域から非共通領域へ適用する等しても良い。

外部放射線源として点線源を用いた場合の撮像領域。本実施例による画像データ処理の流れ。本実施例による領域分割による比較画像の対応分類。比較する画像の持つ特徴が同一の場合の本実施例による処理手順および画像の共通領域，非共通領域からのμ−Ｍａｐ推定。比較する画像の持つ特徴が異なる場合の本発明による処理手順および画像の共通領域，非共通領域からのμ−Ｍａｐ推定。比較する画像の持つ特徴が同一の場合の本発明によるシステム構成。比較する画像の持つ特徴が異なる場合の本発明によるシステム構成。

符号の説明

１ＰＥＴ装置またはＰＥＴ／ＣＴ装置
２外部放射線源
３検出器リング
４寝台
５画像表示装置
６，８データ処理装置
７画像情報保持装置

Claims

被検者を載せる寝台と、
放射線の検出信号を出力する複数の放射線検出器と、
前記放射線検出器と前記寝台の間にあって、前記放射線検出器の内周に沿って回転させられ、前記被検者から放出される第一放射線と異なるエネルギーを持つ第二放射線を放出する放射線発生手段と、
第一放射線と第二放射線による画像を作成するデータ処理装置と、
第一放射線と第二放射線による画像を表示する表示装置とを備え、
前記データ処理装置は、複数の前記第二放射線による画像で共通な領域とは異なる領域から得られる情報を、他方の前記第二放射線による画像に適用する対応領域処理部を備えたことを特徴とする放射線撮像装置。
被検者を載せる寝台と、
放射線の検出信号を出力する複数の放射線検出器と、
前記放射線検出器と前記寝台の間にあって、前記放射線検出器の内周に沿って回転させられ、前記被検者から放出される第一放射線と異なるエネルギーを持つ第二放射線を放出する放射線発生手段と、
第一放射線と第二放射線による画像を作成するデータ処理装置と、
第一放射線と第二放射線による画像を表示する表示装置と、
第二放射線による画像と少なくとも一部共通領域を撮像し、略体輪郭情報を持つ画像を取り込む手段を備え、
前記データ処理装置は、前記第二放射線による画像と前記取り込む手段からの画像のうち共通な領域とは異なる領域から得られる情報を、他方の画像に適用する対応領域処理部を備えたことを特徴とする放射線撮像装置。
請求項１に記載の放射線撮像装置において、
複数の前記第二放射線による画像を位置合わせする位置合わせ手段と、複数の前記第二放射線の画像で共通な領域と前記共通な領域とは異なる領域に領域を分割する領域分割手段とを有することを特徴とする放射線撮像装置。
請求項２に記載の放射線撮像装置において、
前記第二放射線による画像と前記取り込む手段からの画像を位置合わせする位置合わせ手段と、前記共通な領域と前記共通な領域とは異なる領域に領域を分割する領域分割手段とを有することを特徴とする放射線撮像装置。
請求項１又は２に記載の放射線撮像装置において、
前記対応領域処理部は、前記共通な領域と前記共通な領域とは異なる領域とが連続していることを示す連続領域の情報を用いて、前記共通な領域とは異なる領域の画像に共通な領域から得られる情報を適用することを特徴とする放射線撮像装置。
第一放射線による画像と前記第一放射線とは異なるエネルギーの第二放射線による画像を記録し、
複数の前記第二放射線からの画像のうち共通な領域とは異なる領域から得られる情報を、他方の前記第二放射線による画像に適用し、前記共通な領域とは異なる領域から得られる情報を用いて前記第一放射線による画像を補正し、補正した画像を表示することを特徴とする放射線撮像装置による画像情報作成方法。
第一放射線による画像，前記第一放射線とは異なるエネルギーの第二放射線による画像、および第二放射線による画像と少なくとも一部共通領域を撮像し、略体輪郭情報を持つ画像を記録し、
前記第二放射線による画像と前記略体輪郭情報を持つ画像のうち共通な領域とは異なる領域から得られる情報を、前記他方の画像に適用し、前記共通な領域とは異なる領域から得られる情報を用いて前記第一放射線による画像を補正し、補正した画像を表示することを特徴とする放射線撮像装置による画像情報作成方法。
請求項６に記載の画像情報作成方法において、
複数の前記第二放射線による画像を位置合わせし、
前記共通な領域と前記共通な領域とは異なる領域に領域を分割することを特徴とする画像情報作成方法。
請求項７に記載の画像情報作成方法において、
前記第二放射線による画像と前記略体輪郭情報を持つ画像を位置合わせする位置合わせし、前記共通な領域と前記共通な領域とは異なる領域に領域を分割することを特徴とする画像情報作成方法。
請求項６又は７に記載の画像情報作成方法において、
前記共通な領域と前記共通な領域とは異なる領域とが連続していることを示す連続領域の情報を用いて、前記共通な領域とは異なる領域の画像に共通な領域から得られる情報を適用することを特徴とする画像情報作成方法。