JP2010167261A - 画像診断装置及び画像診断方法 - Google Patents

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Abstract

【課題】ＰＥＴ画像とＣＴ画像との間の位置ずれを高精度に補正することができる画像診断装置及び画像診断方法の提供。
【解決手段】検出器２５は、撮影領域内から放出されるガンマ線を検出する。収集部２６は、検出器２５を介して複数の投影角度に関する複数のＰＥＴ投影データセットを収集する。補正部８３は、撮影領域に関するＣＴ画像に基づいて複数のＰＥＴ投影データセットをそれぞれ減弱補正し、複数の投影角度に関する複数の減弱補正後ＰＥＴ投影データセットを生成する。算出部８５は、複数の減弱補正後ＰＥＴ投影データセットに基づいて、ＣＴ画像に関する複数のＣＴ投影データセット収集時における撮影領域と複数のＰＥＴ投影データセット収集時における撮影領域との位置ずれ度合に応じた指標を算出する。
【選択図】 図２

Description

本発明は、ＰＥＴ（Positron Emission Tomography）とＸ線ＣＴ（Computed Tomography）とを組み合わせて画像診断を行う画像診断装置及び画像診断方法に関する。
ＰＥＴとＸ線ＣＴとを組み合わせて画像診断を行う画像診断装置（以下、ＰＥＴ−ＣＴ装置と呼ぶことにする）がある。ＰＥＴ−ＣＴ装置は、ＰＥＴ装置とＸ線ＣＴ装置とを、同じ寝台を用いて一体化した装置である。ＰＥＴ画像の断面とＣＴ画像の断面とは、物理的に一致するように設定される。
しかし、ＰＥＴ画像とＣＴ画像とは同時には撮影されないため、被検体の体動や呼吸動により、ＰＥＴ画像とＣＴ画像とにずれが生じる場合がある。また、装置設置の不正確さなどから、ＰＥＴ画像の断面とＣＴ画像の断面とが物理的にずれている場合もある。
このような位置ずれをなくすために、被検体をボディラップ（body lap）などで固定して動かないようにしたり、呼吸動が少なくなるように呼吸法を工夫したりしている。例えばＣＴにおいては、被検体が息を浅く吐いている期間に撮影し、ＰＥＴにおいては、被検体が自由に呼吸をしている期間に撮影する等（例えば、非特許文献１参照）。また、物理的な位置合せは、位置ずれ量を測定して、画像処理により画像をシフト（shift）（３次元空間での線形移動）している。
しかしながら、前述したような方法では、位置ずれの防止が十分でないことがある。
例えば、ボディラップにより体を固定しても、首から上が動く場合がある。また、位置ずれが少ない呼吸プロトコル（protocol）を採用しても、その効果が不十分な場合もある。あるいは、被検体が要求された呼吸法を実施できない場合もある。さらに、物理的に位置ずれ量を測定する補正法は、ＰＥＴ位置分解能が不十分（５ｍｍ程度）であること等により、正確な位置合わせを行うことができない場合もある。
このように、ＰＥＴ画像とＣＴ画像との間の位置ずれを解決する方法は、種々提案されているが、効果的に機能しない場合がある。加えて、人体においては、ＰＥＴ画像とＣＴ画像との間の位置ずれ量を定量的に測定する手段や指標がない。
Optical CT Breathing Protocol for Combined Thoracic PET/CT
本発明の目的は、ＰＥＴ画像とＣＴ画像との間の位置ずれを高精度に補正することができる画像診断装置及び画像診断方法を提供することである。
本発明の第１局面に係る画像診断装置は、撮影領域内から放出されるガンマ線を検出する検出器と、前記検出器を介して複数の投影角度に関する複数の第１投影データセットを収集する収集部と、前記撮影領域に関する第１ＣＴ画像に基づいて前記複数の第１投影データセットをそれぞれ減弱補正し、前記複数の投影角度に関する複数の第２投影データセットを生成する補正部と、前記複数の第２投影データセットに基づいて、前記第１ＣＴ画像に関する複数の第３投影データセット収集時における前記撮影領域と前記複数の第１投影データセット収集時における前記撮影領域との位置ずれ度合に応じた指標を算出する算出部と、を具備する。
本発明の第２局面に係る画像診断方法は、撮影領域内から放出されるガンマ線を検出器により検出し、前記検出器を介して複数の投影角度に関する複数の第１投影データセットを収集部により収集し、前記複数の投影角度に関する複数の第２投影データセットを生成するために、減弱補正部により前記撮影領域に関する第１ＣＴ画像に基づいて前記複数の第１投影データセットをそれぞれ減弱補正し、前記複数の第２投影データセットに基づいて、前記第１ＣＴ画像に関する複数の第３投影データセット収集時における前記撮影領域と前記複数の第１投影データセット収集時における前記撮影領域との位置ずれ度合に応じた指標を算出部により算出する、ことを具備する。
本発明によれば、ＰＥＴ画像とＣＴ画像との間の位置ずれを高精度に補正することができる画像診断装置及び画像診断方法を提供することが可能となる。
本発明の第１実施形態に係る画像診断装置の外観を概略的に示す側面図。 図１の画像診断装置のシステムブロック図。 図１のシステム制御部の制御のもとに行なわれる位置ずれ補正処理の典型的な流れを示す図。 ＰＥＴ画像とＣＴ画像との間の位置ずれ量が８ｍｍの場合における円柱ファントム（phantom）の位置ずれを示す図。 ＰＥＴ画像とＣＴ画像との間の位置ずれ量が１６ｍｍの場合における円柱ファントムの位置ずれを示す図。 図４の場合におけるＰＥＴ画像を示す図。 図５の場合におけるＰＥＴ画像を示す図。 図４の場合におけるＰＥＴ投影データセットの積分値（０次モーメント）のグラフ。 図５の場合におけるＰＥＴ投影データセットの積分値（０次モーメント）のグラフ。 胸部領域に関する人体ファントムを示す図。 図１０の場合における、投影方向に応じたＰＥＴ投影データセットの積分値（０次モーメント）の変化を示したグラフ。 第２実施形態に係る画像診断装置の構成を示す図。 図１２のシステム制御部の制御のもとに行なわれる位置ずれ補正処理の典型的な流れを示す図。
以下、図面を参照して本発明の実施形態について説明する。
（第１実施形態）
図１は、本発明の第１実施形態に係る画像診断装置（ＰＥＴ―ＣＴ装置）１の外観を概略的に示す側面図である。
図１に示すように、画像診断装置１は、Ｘ線ＣＴ（Computed Tomography）装置１０と、ＰＥＴ（Positron Emission Tomography）装置２０と寝台装置３０とを有する。
Ｘ線ＣＴ装置１０は、ＣＴ架台１１を搭載する。ＰＥＴ装置２０は、ＰＥＴ架台２１を搭載する。ＣＴ架台１１とＰＥＴ架台２１とは、所定の位置関係を保持して隣接され、分離可能に連結されている。ＣＴ架台１１には、中空部１２が形成されている。ＰＥＴ架台２１には、中空部２２が形成されている。中空部１２の中心線と中空部２２の中心線とが略一致するように、ＣＴ架台１１とＰＥＴ架台２１とは配置されている。
このように、画像診断装置１を構成するＸ線ＣＴ装置１０とＰＥＴ装置２０とは、有効視野を共通にしている。
図２は、図１の画像診断装置１のシステムブロック図である。
画像診断装置１は、ＣＴ架台１１、ＰＥＴ架台２１、寝台装置３０、高電圧発生部４０、機構部５０、天板位置検出部６０、ＰＥＴ位置検出部７０、画像生成部８０、表示部９１、操作部９２、及びシステム制御部９３を含む。
ＣＴ架台１１は、Ｘ線で撮影領域内の被検体ＰをＣＴ撮影する。ＣＴ架台１１は、Ｘ線管１３、Ｘ線検出器１４、及びＣＴ投影データセット（data set）収集部１５を含む。また、ＣＴ架台１１は、前述したように、天板３１上の被検体Ｐが送り込まれる略円筒形状を有する中空部１２を有している。Ｘ線管１３、Ｘ線検出器１４、及びＣＴ投影データセット収集部１５は、図示されない回転リング（ring）によって、中空部１２の周囲を回転可能に保持される。ＣＴ架台１１は、図示されない保持部によって、中空部１２の中心を通る水平軸回りにチルト(tilt)可能に保持されている。Ｘ線管１３とＸ線検出器１４とは、中空部１２を挟んで向かい合うように配置される。Ｘ線管１３は、高電圧発生部４０からの高電圧の印加を受けてＸ線を発生する。Ｘ線検出器１４は、被検体Ｐを透過したＸ線を検出する。Ｘ線検出器１４は、検出されたＸ線の強度に応じた電気信号を生成する。ＣＴ投影データセット収集部１５は、Ｘ線検出器１４により生成された電気信号に前処理等をし、ＣＴ撮影に関する投影データセット（以下、ＣＴ投影データセットと呼ぶことにする）を生成する。このようにＣＴ投影データセット収集部１５は、ＣＴ撮影期間中、Ｘ線検出器１４を介して複数の投影角度に関する複数のＣＴ投影データセットを収集する。収集されたＣＴ投影データセットは、画像生成部８０に供給される。
ＰＥＴ架台２１は、撮影領域内の被検体Ｐ内から放出されるガンマ（gamma）線で被検体ＰをＰＥＴ撮影する。より詳細には、被検体Ｐには、薬剤（放射性同位元素）が投与されている。薬剤は、ポジトロン（positron）を放出する放射性同位元素で標識されている。薬剤から放出されたポジトロンは、電子と対消滅し、ガンマ線を発生する。ＰＥＴ架台２１は、検出器２５とＰＥＴ投影データセット収集部２６とを含む。ＰＥＴ架台２１は、前述したように、天板３１上の被検体Ｐが送り込まれる略円筒形状を有する中空部２２を有している。検出器２５は、中空部２２の外周に円周状に配列されている。検出器２５は、被検体Ｐ内から放出されるガンマ線を検出し、検出されたガンマ線の強度に応じた電気信号を生成する。ＰＥＴ投影データセット収集部２６は、検出器２５により生成された電気信号を信号処理し、ＰＥＴ撮影に関する投影データセット（以下、ＰＥＴ投影データセットと呼ぶことにする）を生成する。具体的には、ＰＥＴ投影データセット収集部２６は、検出器２５からの電気信号に位置計算処理や、エネルギー（energy）計算処理、同時計数処理、前処理等を行ない、ＰＥＴ投影データセットを生成する。前処理は、例えば、ランダム（random）補正や散乱線補正等を含む。このようにＰＥＴ投影データセット収集部２６は、ＰＥＴ撮影期間中、検出器２５を介して複数の投影角度に関する複数のＰＥＴ投影データセットを収集する。収集されたＰＥＴ投影データセットは、画像生成部８０に供給される。なおＰＥＴ投影データセット収集部２６は、ＰＥＴ架台２１に含まれるとしたが、第１実施形態はこれに限定されない。例えば、ＰＥＴ投影データセット収集部２６（特に同時計数処理を行なう構成要素と前処理を行なう構成要素）は、ＰＥＴ架台２１の外部（例えば、コンピュータ（computer））に設けられても良い。
ＣＴ架台１１とＰＥＴ架台２１とは、中空部１２の中心軸と中空部２２の中心軸とが同一の直線状に並ぶように配置される。従って天板３１上の一方向への移動により、被検体Ｐを中空部１２と中空部２２とに連続的に通過させることができる。
寝台装置３０は、被検体Ｐが載置される天板３１を含んでいる。
高電圧発生部４０は、ＣＴ架台２１によるＸ線照射に必要な高電圧を発生する。高電圧発生部４０は、高電圧発生器４１とＸ線制御部４２とを含む。高電圧発生器４１は、Ｘ線管１３の陰極から発生する熱電子を加速するために、陽極と陰極との間に印加するための高電圧を発生する。Ｘ線制御部４２は、システム（system）制御部９３からの指示に従い、Ｘ線管１３における管電流、管電圧、及び照射時間等のＸ線照射条件を調整するように高電圧発生器４１を制御する。
機構部５０は、ＣＴ架台１１をチルトしたり、ＰＥＴ架台２１を移動したり、あるいは天板３１を移動したりする。機構部５０は、ＣＴ架台チルト機構５１、天板移動機構５２、ＰＥＴ架台移動機構５３、寝台移動機構５４、回転機構５５、及び機構制御部５６を含む。ＣＴ架台チルト機構５１は、ＣＴ架台１１をチルトさせる。天板移動機構５２は、天板３１を上下方向及び長手方向に移動させる。ＰＥＴ架台移動機構５３は、ＰＥＴ架台２１を被検体Ｐの体軸方向に移動させる。寝台移動機構５４は、ＣＴ架台１１によるＣＴ撮影やＰＥＴ架台２１によるＰＥＴ撮影のために、寝台装置３０を移動させる。回転機構５５は、ＣＴ架台１１に設けられた回転リングを回転させる。機構制御部５６は、ＣＴ架台チルト機構５１、天板移動機構５２、ＰＥＴ架台移動機構５３、寝台移動機構５４、及び回転機構５５を制御する。
ＰＥＴ架台２１と天板３１とは、何れか一方のみを移動可能とする構成としても良い。
天板位置検出部６０は、寝台装置３０上の天板３１の位置を検出する。天板位置検出部６０は、ＣＴ用天板位置検出器６１とＰＥＴ用天板位置検出器６２とを含む。ＣＴ用天板位置検出器６１は、ＣＴ撮影のためにＰＥＴ撮影位置からＣＴ撮影位置へ移動する天板３１の位置を検出する。検出された天板３１の位置は、ＣＴ撮影のための寝台装置３０の位置決めに利用される。ＰＥＴ用天板位置検出器６２は、ＰＥＴ撮影のためにＣＴ撮影位置からＰＥＴ撮影位置へ移動する天板３１の位置を検出する。検出された天板３１の位置は、ＰＥＴ撮影のための寝台装置３０の位置決めに利用される。
ＰＥＴ架台位置検出部７０は、ＰＥＴ架台２１の位置を検出する。ＰＥＴ架台位置検出部７０の検出結果は、ＰＥＴ架台２１の位置決めのために使用される。ＰＥＴ架台位置検出部７０は、ＰＥＴ架台撮影位置検出器７１とＰＥＴ架台待機位置検出器７２とを含む。ＰＥＴ架台撮影位置検出器７１は、待機位置から撮影位置へ移動するＰＥＴ架台２１の位置を検出する。ＰＥＴ架台待機位置検出器７２は、撮影位置から待機位置へ移動するＰＥＴ架台２１の位置を検出する。
天板位置検出部６０とＰＥＴ架台位置検出部７０とで検出された位置信号は、サーボアンプ（servo amplifier）等で構成された機構制御部５６に送られる。天板位置検出部６０からの位置信号は、機構制御部５６による寝台移動機構５４の制御のために使用される。ＰＥＴ位置検出部７０からの位置信号は、機構制御部５６によるＰＥＴ架台移動機構５３の制御のために使用される。
画像生成部８０は、ＰＥＴ投影データセットに対して本実施形態に特有な位置ずれ補正処理をする。この位置ずれ補正処理により、互いの位置ずれが補正されたＰＥＴ画像のデータとＣＴ画像のデータとが生成される。このＰＥＴ画像のデータは、表示部９１に供給される。また、ＣＴ投影データ取得時における撮影領域とＰＥＴ投影データ取得時における撮影領域との位置ずれ度合を示す指標（以下、位置ずれ指標と呼ぶことにする）が画像生成部８０により算出される。位置ずれ指標のデータは、表示部９１に供給される。
具体的には、画像生成部８０は、ＣＴ画像再構成部８１、減弱補正部８３、指標算出部８５、判定部８７、及びＰＥＴ画像再構成部８９を含む。
ＣＴ画像再構成部８１は、複数の投影角度に関する複数のＣＴ投影データセットに基づいて、所定の断面位置に関するＣＴ画像を再構成する。ＣＴ画像のデータは、減弱補正部８３と表示部９１とに供給される。
減弱補正部８３は、ＣＴ画像に基づいて複数の投影角度に関する複数のＰＥＴ投影データセットをそれぞれ減弱補正し、複数の投影角度に関する複数の減弱補正されたＰＥＴ投影データセット（以下、減弱補正後ＰＥＴ投影データセットと呼ぶことにする）を生成される。複数の減弱補正後ＰＥＴ投影データセットは、指標算出部８５とＰＥＴ画像再構成部８９とに供給される。
指標算出部８５は、複数の減弱補正後ＰＥＴ投影データセットに基づいて、減弱補正に利用されたＣＴ画像に関する複数のＣＴ投影データセット収集時における撮影領域とＰＥＴ投影データセット収集時における撮影領域との間の位置ずれ指標を算出する。位置ずれ指標は、ＣＴ画像の再構成断面とＰＥＴ画像の再構成断面との間の位置ずれ度合を表す。本実施形態に係る位置ずれの範疇は、再構成断面内での被検体の位置ずれと再構成断面の空間的な位置ずれとの両方を含むものとする。再構成断面内での被検体の位置ずれは、例えば、被検体の呼吸動に起因する。再構成断面の空間的な位置ずれは、例えば、ＣＴ架台１１とＰＥＴ架台２１との位置決め精度の不良に起因する。位置ずれ指標のデータは、判定部８７に供給される。
判定部８７は、ＣＴ画像とＰＥＴ画像との位置ずれ量が許容範囲内であるか否かを判定する。実際には判定部８７は、位置ずれ指標が閾値以下であるか否かを判定する。位置ずれ指標が閾値以下でないと判定した場合、判定部８７は、減弱補正に利用したＣＴ画像の断面位置をＣＴ画像再構成部８１にシフトさせる。一方、位置ずれ指標が閾値以下であると判定した場合、判定部８７は、ＰＥＴ画像再構成部８９にＰＥＴ画像を再構成させる。
ＰＥＴ画像再構成部８９は、判定部８７により位置ずれ指標が閾値以下であると判定された場合、複数の減弱補正後投影データセットに基づいてＰＥＴ画像を再構成する。再構成されたＰＥＴ画像の断面位置とＣＴ画像の断面位置との間の位置ずれ量は、許容範囲内に含まれる。従って再構成されたＰＥＴ画像は、ＣＴ画像との間の位置ずれが結果的に補正されている。ＰＥＴ画像のデータは、表示部９１に供給される。
表示部９１は、液晶やＣＲＴ等のモニタ（monitor)を備える。表示部９１は、画像生成部８０からのＣＴ画像とＰＥＴ画像とを重ね合わせて表示する。
操作部９２は、スイッチ(switch)、キーボード（keyboard）、トラックボール（trackball）、ジョイスティック（joystick）、マウス(mouse)等の入力デバイス（device）を備える。操作部９２は、例えば、操作者からの指示に従って入力デバイスを介して被検体情報や撮影位置、コマンド等を入力する。被検体情報としては、例えば、年齢、性別、体格、検査部位、検査方法、過去の診断履歴等が挙げられる。撮影条件としては、例えば、撮影対象部位（対象臓器）、ＣＴ架台１１のチルト位置、ＰＥＴ架台２１の位置、天板３１の位置等が挙げられる。
システム制御部９３は、画像診断装置１に備えられている各部を統括して制御する。例えば、システム制御部９３は、各部を制御して、第１実施形態に係る位置ずれ補正処理を実行する。
ここで、ＰＥＴ画像とＣＴ画像との間の位置ずれ補正の考え方について説明する。
ノイズ（noise）が完全に除去された系において、減弱補正後ＰＥＴ投影データセットは、ラドン（radon）の定理「投影データセットの積分値（０次モーメント（moment））は、投影角度によらず一定である」を満足する。一方、ＣＴ画像は、Ｘ線の透過係数を画像化したものである。従って、ＣＴ画像は、適当な変換式が適用されることで、ＰＥＴ投影データセットの減弱補正に使用されることができる。
ＰＥＴ画像とＣＴ画像との断面位置が完全に一致している場合、減弱補正後ＰＥＴ投影データセットは、ラドンの定理を満足する。すなわち、全投影角度について、減弱補正後ＰＥＴ投影データの０次モーメントは同値となる。換言すれば、投影角度に応じて減弱補正後投影データの０次モーメントが異なることはない。しかしながら、ＰＥＴ画像とＣＴ画像とに位置ずれがある場合、減弱補正後ＰＥＴ投影データセットは、ラドンの定理を満足しない。すなわち、投影角度に応じて減弱補正後投影データセットの０次モーメントは異なる。画像診断装置１は、上述のラドンの定理を利用して、ＰＥＴ画像とＣＴ画像との位置ずれを補正する。
以下、第１実施形態に係る画像診断装置１の動作について説明する。なおＸ線ＣＴ装置１０とＰＥＴ装置２０との通常の撮影動作については周知であるので説明を省略する。
図３は、第１実施形態に係るシステム制御部９３の制御のもとに行なわれる位置ずれ補正処理の典型的な流れを示す図である。
位置ずれ補正処理は、操作者により操作部９２を介して開始要求されたことを契機として、システム制御部９３により開始される。
位置ずれ補正処理が開始されるとシステム制御部９３は、ＣＴ装置１０を制御してＣＴ撮影を行わせる。ＣＴ撮影中、システム制御部９３は、ＣＴ投影データセット収集部１５に収集処理を行なわせる（ステップＳ１）。ステップＳ１においてＣＴ投影データセット収集部１５は、複数の投影角度に関する複数のＣＴ投影データセットを収集する（ステップＳ１）。収集された複数のＣＴ投影データセットは、ＣＴ画像再構成部８１と表示部９１とに供給される。
ステップＳ１が行なわれるとシステム制御部９３は、ＣＴ画像再構成部８１に再構成処理を行なわせる（ステップＳ２）。ステップＳ２においてＣＴ画像再構成部８１は、複数のＣＴ投影データセットに基づいて所定の再構成断面に関するＣＴ画像が再構成される。再構成されたＣＴ画像は、減弱補正部８３に供給される。
ステップＳ２が行なわれるとシステム制御部９３は、ＰＥＴ装置２０を制御してＰＥＴ撮影を行わせる。ＰＥＴ撮影中、システム制御部９３は、ＰＥＴ投影データセット収集部２６に収集処理を行なわせる（ステップＳ３）。ステップＳ３においてＰＥＴ投影データセット収集部２６は、複数の投影角度に関する複数のＰＥＴ投影データセットを収集する（ステップＳ３）。
ステップＳ３が行なわれるとシステム制御部９３は、ＰＥＴ投影データセット収集部２６に前処理を行なわせる（ステップＳ４）。ステップＳ４においてＰＥＴ投影データセット収集部２６は、複数のＰＥＴ投影データセットにランダム（random）補正や散乱線補正等の前処理を行なう。このランダム補正や散乱線補正は、ノイズの無い系を実現するために、ＰＥＴ投影データセットに対して行なわれる。なお、第１実施形態に係る位置ずれ補正は、ＰＥＴ投影データセットの０次モーメントを用いる。従って、位置ずれ補正に対する統計ノイズの影響は小さいと仮定できる。なお本実施形態において減弱補正は、前処理に含まれないものとする。前処理された複数のＰＥＴ投影データセットは、減弱補正部８３に供給される。
上述のＣＴ装置１０側の動作（ステップＳ１とステップＳ２）と、ＰＥＴ装置２０側の動作（ステップＳ３とステップＳ４）とは、この順序に限られるものではない。例えば、ＰＥＴ装置２０の動作がＣＴ装置１０側の動作よりも先に行なわれてもよい。
ステップＳ４が行なわれるとシステム制御部９３は、減弱補正部８３に減弱補正処理を行なわせる（ステップＳ５）ステップＳ５において減弱補正部８３は、ＣＴ画像再構成部８１からのＣＴ画像に基づいて、ＰＥＴ投影データセット収集部２６からの複数のＰＥＴ投影データセットを減弱補正する。減弱補正により複数の投影角度に関する複数の減弱補正後ＰＥＴ投影データセットがそれぞれ生成される。減弱補正後ＰＥＴ投影データセットは、指標算出部８５とＰＥＴ画像再構成部８９とに供給される。なお、減弱補正用データは、ＣＴ画像から生成される。そのため位置ずれ補正に対する、減弱補正の統計ノイズも小さいものである。
ステップＳ５が行なわれるとシステム制御部９３は、指標算出部８５に０次モーメントの算出処理を行なわせる（ステップＳ６）。ステップＳ６において指標算出部８５は、各投影角度について、減弱補正後ＰＥＴ投影データセットの投影値を空間位置に沿って積分し、０次モーメントを算出する。０次モーメントは、全ての投影角度について算出される。従ってステップＳ６において複数の投影角度に関する複数の０次モーメントがそれぞれ算出される。
ステップＳ６が行なわれるとシステム制御部９３は、指標算出部８５に位置ずれ指標の算出処理を行なわせる（ステップＳ７）。ステップＳ７において指標算出部８５は、複数の０次モーメントに基づいて、ステップＳ５において利用されたＣＴ画像とＰＥＴ画像とに関する位置ずれ指標を算出する。このＰＥＴ画像は、ステップＳ３において収集された複数のＰＥＴ投影データセットに基づいて再構成される画像である。ステップＳ７の時点においては、このＰＥＴ画像は再構成されていない。位置ずれ指標は、例えば、０次モーメントの変動度合を定量的に示す指標である。具体的には、位置ずれ指標は、変動度合を示す統計指標である標準偏差又は分散が好適である。以下、説明を具体的に行なうため位置ずれ指標は、標準偏差であるとする。すなわち指標算出部８５は、複数の０次モーメントの標準偏差を算出する。標準偏差のデータは、判定部８７に供給される。
ステップＳ７が行なわれるとシステム制御部９３は、判定部８７に判定処理を行なわせる（ステップＳ８）。ステップＳ８において判定部８７は、ＰＥＴ画像の再構成断面とＣＴ画像の再構成断面との間の位置ずれ量が許容範囲内であるか否かを判定するために、指標算出部８５からの標準偏差が閾値以下であるか否かを判定する。換言すれば、０次モーメントが標準偏差以上の変動を示すか否かが判定される。なお閾値は、予め操作者等により操作部９２を介して設定されている。標準偏差が閾値以下でないと判定された場合（０次モーメントが標準偏差以上の変動を示す場合）、ＰＥＴ画像の再構成断面とＣＴ画像の再構成断面との位置ずれ量は、許容範囲外であると判定される。一方、標準偏差が閾値以下であると判定された場合（０次モーメントが標準偏差以内の変動に留まる場合）、ＰＥＴ画像の再構成断面とＣＴ画像の再構成断面との位置ずれ量は、許容範囲内であると判定される。
標準偏差が閾値以下でないと判定された場合（ステップＳ８：ＮＯ）、システム制御部９３は、ＣＴ画像再構成部８１に再構成断面のシフト処理を行なわせる（ステップＳ９）。ステップＳ９においてＣＴ画像再構成部８１は、ステップＳ５において利用されたＣＴ画像の再構成断面の位置をシフトする。具体的には、再構成断面を３次元的に移動したり、回転したりする。これによりＣＴ画像再構成部８１は、複数のＣＴ投影データセットに基づいて、再構成断面の位置がシフトされたＣＴ画像を再構成する。その後、システム制御部９３はステップＳ５に進む。このようにして、標準偏差が閾値以下になるまでステップＳ５からステップＳ９が繰り返される。
標準偏差が閾値以下であると判定された場合（ステップＳ８：ＹＥＳ）、システム制御部９３は、ＰＥＴ画像再構成部８９に再構成処理を行なわせる（ステップＳ１０）。ステップＳ１０においてＰＥＴ画像再構成部８９は、ステップＳ５において生成された複数の投影角度に関する複数の減弱補正後ＰＥＴ投影データセットに基づいて、ＰＥＴ画像を再構成する。ステップＳ８の判定処理により、ＰＥＴ画像とＣＴ画像との間の位置ずれ量は、許容範囲内に含まれる。従って再構成されたＰＥＴ画像は、ＣＴ画像との間の位置ずれが結果的に補正されている。このように標準偏差を利用して位置ずれが考慮された上で、ＰＥＴ画像が再構成される。再構成されたＰＥＴ画像のデータは、表示部９１に供給される。
ステップＳ１０が行なわれるとシステム制御部９３は、表示部９１にフュージョン（fusion）表示処理を行なわせる（ステップＳ１１）。ステップＳ１１において表示部９１は、ステップＳ１０において再構成されたＰＥＴ画像と、このＰＥＴ画像に略一致するＣＴ画像とを重ね合わせて表示する。上述のように表示対象のＰＥＴ画像とＣＴ画像とは良好に位置整合している。従って医師等は、この重ね合わせ画像を観察することにより、高精度に画像診断をすることができる。
ステップＳ１１が行なわれるとシステム制御部９３は、位置ずれ補正処理を終了する。このように位置ずれ補正処理においては、ＣＴ画像の断面位置がシフトされる毎に減弱補正後ＰＥＴ投影データセットが生成され、０次モーメントが算出され、標準偏差が算出され、算出された標準偏差が閾値と比較される。この間、ＰＥＴ画像の再構成断面は不動である。すなわち位置ずれ補正処理は、ＰＥＴ画像の断面位置を固定したまま、ＣＴ画像の断面位置をシフトさせることにより、ＰＥＴ画像の断面位置とＣＴ画像の断面位置との位置ずれを補正している。
このように第１実施形態に係る位置ずれ補正処理によれば、自動的にＰＥＴ画像とＣＴ画像との位置ずれを補正することができる。すなわち、操作者の手動操作が必要ない。従って、本位置ずれ補正処理は、操作者による負担がなく容易にＰＥＴ画像とＣＴ画像との位置ずれを補正することができる。また、本位置ずれ処理は、操作者の手を介さないので、位置ずれ補正における操作者の主観を除外することができる。これに伴い、本位置ずれ補正処理は、手動操作に比して安定した位置ずれ補正精度を提供することができる。また、本位置ずれ補正処理に利用される位置ずれ指標は、ＰＥＴ画像やＣＴ画像を画像処理することに算出されものではなく、ＰＥＴ投影データセットに対して数学的に厳密に成立するラドンの定理に基づいて算出される。従って本位置ずれ指標は、ＰＥＴ投影データセット収集時における撮影領域とＣＴ投影データセット収集時における撮影領域との間の位置ずれ度合を客観的に正しく表している。
上述の位置ずれ補正処理のステップＳ８において判定部８７は、標準偏差と閾値とを比較するとした。しかしながら、位置ずれ補正処理は、これに限定されない。例えば、標準偏差が最小値であるか否かを判定するとしてもよい。
また上述の位置ずれ補正処理においてシステム制御部９３は、閾値以下の標準偏差に関する減弱補正後ＰＥＴ投影データセットに基づいてＰＥＴ画像を再構成するとした。しかしながら、位置ずれ補正処理はこれに限定されない。例えばシステム制御部９３は、複数の再構成断面に関する複数の標準偏差を算出し、算出された複数の標準偏差のうちの最小値に関する減弱補正後ＰＥＴ投影データセットに基づいてＰＥＴ画像を再構成してもよい。これにより、ＰＥＴ画像とＣＴ画像との間の位置ずれ量を最小にすることができる。
ここで、円柱形状のファントムを例とした、ＣＴ画像とＰＥＴ画像との間の位置ずれについて説明する。
２０ｃｍ径の円柱容器に均一に放射性同位元素（ＲＩ：radio isotope）が分布した円柱ファントムを例に挙げる。なおここでは、ノイズの無い数値シミュレーションの結果を示す。
円柱ファントムでは、ＲＩが分布する領域と減弱体（水相当：０．０９６ｃｍ-1）とが分布する領域は同じであり、２０ｃｍ径の円である。図４は、ＰＥＴ画像とＣＴ画像との間の位置ずれ量が８ｍｍの場合における円柱ファントムの位置ずれを示す図である。図４のＡ１は位置ずれなし、Ｂ１はＸ方向に８ｍｍ、Ｃ１はＹ方向に８ｍｍ、Ｄ１はＸ方向とＹ方向とに８ｍｍずれた例を示している。図５は、ＰＥＴ画像とＣＴ画像との間の位置ずれ量が１６ｍｍの場合における円柱ファントムの位置ずれを示す図である。図５のＡ１は位置ずれなし、Ｂ１はＸ方向に１６ｍｍ、Ｃ１はＹ方向に１６ｍｍ、Ｄ１はＸ方向とＹ方向とに１６ｍｍずれた例を示している。
図６は、図４の場合におけるＰＥＴ画像を示す図である。図６のＡ１は、ＰＥＴ画像とＣＴ画像との間の位置ずれが無い場合におけるＰＥＴ画像を示す。図６のＢ１は、ＰＥＴ画像とＣＴ画像とがＸ方向に８ｍｍずれた場合におけるＰＥＴ画像を示す。図６のＣ１は、ＰＥＴ画像とＣＴ画像とがＹ方向に８ｍｍずれた場合におけるＰＥＴ画像を示す。図６のＤ１は、ＰＥＴ画像とＣＴ画像とがＸ方向とＹ方向とに８ｍｍずれた場合におけるＰＥＴ画像を示す。また、図７は、図５の場合におけるＰＥＴ画像を示す図である。図７のＡ１は、ＰＥＴ画像とＣＴ画像との間の位置ずれが無い場合におけるＰＥＴ画像を示す。図７のＢ１は、ＰＥＴ画像とＣＴ画像とがＸ方向に１６ｍｍずれた場合におけるＰＥＴ画像を示す。図７のＣ１は、ＰＥＴ画像とＣＴ画像とがＹ方向に１６ｍｍずれた場合におけるＰＥＴ画像を示す。図７のＤ１は、ＰＥＴ画像とＣＴ画像とがＸ方向とＹ方向とに１６ｍｍずれた場合におけるＰＥＴ画像を示す。図６と図７とに示すように、ＰＥＴ画像とＣＴ画像との位置ずれにより、均一なＲＩ分布が崩れている。
図８は、図４の場合における投影方向に応じた０次モーメントのグラフである。図９は、図５の場合における投影方向に応じた０次モーメントのグラフである。図８と図９とに示すように、ＰＥＴ画像とＣＴ画像との間の位置ずれにより、投影方向により０次モーメントが一定でなくなっている。
投影方向による０次モーメントの変動を標準偏差で表すと、例えば、以下のようになる。
（Ｘ，Ｙ）＝（０，０） ：０．０７％
（Ｘ，Ｙ）＝（８，０） ：０．３５％
（Ｘ，Ｙ）＝（０，８） ：０．３５％
（Ｘ，Ｙ）＝（８，８） ：０．６４％
（Ｘ，Ｙ）＝（１６，０） ：１．１１％
（Ｘ，Ｙ）＝（０，１６） ：１．０８％
（Ｘ，Ｙ）＝（１６，１６）：１．９１％
ここで（Ｘ，Ｙ）は、位置ずれ量をｍｍ単位で示している。
ＰＥＴ画像とＣＴ画像と間の位置ずれを補正する場合、例えば、０次モーメントの標準偏差が最小になるＸ，Ｙのシフト量を探せばよい。
このように、ＰＥＴ画像とＣＴ画像との間の位置ずれ度合を示す指標としては、例えば、標準偏差を使用することができる。したがって、標準偏差が最小となる方向に位置を補正すれば、ＰＥＴ画像とＣＴ画像と間の位置ずれは、解消される、若しくは最小となる。
次に、人体ファントムを例とした、ＣＴ画像とＰＥＴ画像との間の位置ずれについて説明する。
ここでは、呼吸によりＰＥＴ画像とＣＴ画像とが位置ずれする可能性の高い胸部（肺）領域を例に挙げて説明する。図１０は、胸部領域に関する人体ファントム１０１を示す図である。図１０に示すように、人体ファントム１０１内の肋骨部分には、１２ｍｍ×１２ｍｍのＲＩ分布（腫傷）１０２が想定されている。
図１１は、図１０の場合における、投影方向に応じたＰＥＴ投影データセットの積分値（０次モーメント）の変化を示したグラフである。図１１に示すように、ＰＥＴ画像とＣＴ画像との間の位置ずれにより、投影方向により０次モーメントが一定でなくなっている。投影方向による０次モーメントの変動を標準偏差で表すと、例えば、以下のようになる。
（Ｘ，Ｙ）＝（０，０） ： ０．９１％
（Ｘ，Ｙ）＝（１２，０） ： ８．３６％
（Ｘ，Ｙ）＝（０，１２） ：１５．８０％
（Ｘ，Ｙ）＝（１２，１２）：１６．６０％
ここで（Ｘ，Ｙ）は、位置ずれ量をｍｍ単位で示している。
ＰＥＴ画像とＣＴ画像と間の位置ずれを補正する場合、例えば、０次モーメントの標準偏差が最小になるＸ，Ｙのシフト量を探せばよい。
また、ＰＥＴ画像とＣＴ画像との位置ずれ度合を示す指標としては、例えば、標準偏差を使用することができる。
このように、第１実施形態によれば、投影方向による０次モーメントの変動を最小にするＰＥＴ画像とＣＴ画像との位置関係を得ることで、両者の位置ずれが最小になるように補正することができる。
かくして第１実施形態に係る画像診断装置と画像診断方法とは、ＰＥＴ画像とＣＴ画像との間の位置ずれを高精度に補正することができる。
（第２実施形態）
次に、本発明の第２実施形態について説明する。なお以下の説明において、第１実施形態と略同一の機能を有する構成要素については、同一符号を付し、必要な場合にのみ重複説明する。
図１２は、第２実施形態に係る画像診断装置２のシステムブロック図である。図１２に示すように、画像診断装置２の画像生成部８００は、ＣＴ画像再構成部８１、減弱補正部８３、指標算出部８５、及びＰＥＴ画像再構成部８９を有している。図２と比較すればわかるように、第２実施形態に係る画像生成部８００は、第１実施形態に係る画像生成部８０に含まれていた判定部８７を実装していない。
ＣＴ画像再構成部８１は、ＣＴ画像を再構成する。ＣＴ画像のデータは、減弱補正部８３と表示部９１とに供給される。減弱補正部８３は、ＣＴ画像に基づいて複数の投影角度に関する複数の減弱補正後ＰＥＴ投影データセットを生成する。生成された減弱補正後ＰＥＴ投影データセットは、指標算出部８５とＰＥＴ画像再構成部８９とに供給される。指標算出部８５は、複数の減弱補正後ＰＥＴ投影データセットをそれぞれ積分し、複数の投影角度に関する複数の０次モーメントを算出する。そして指標算出部８５は、複数の０次モーメントに基づいて位置ずれ指標（例えば、標準偏差）を算出する。算出された位置ずれ指標のデータは、表示部９１に供給される。ＰＥＴ画像再構成部８９は、複数の減弱補正後ＰＥＴ投影データセットに基づいてＰＥＴ画像を再構成する。ＰＥＴ画像のデータは、表示部９１に供給される。
表示部９１は、ＣＴ画像とＰＥＴ画像とを重ね合わせて表示する。また、表示部９１は、位置ずれ指標を表示する。
前述した第１の実施形態では、投影角度（投影方向）による０次モーメントの変動を最小にするＰＥＴ画像とＣＴ画像の位置関係を得て、両者の位置ずれが許容範囲内に収まる断面位置を求めていた。第２の実施形態では、０次モーメントの変動をＰＥＴ画像とＣＴ画像との間の位置ずれを示す指標として使用するようにしている。
図１３は、第１実施形態に係るシステム制御部９３の制御のもとに行なわれる位置ずれ補正処理の典型的な流れを示す図である。図１３のステップＳ２１からＳ２７までの処理と、図３のステップＳ１からＳ７までの処理と同様である。従ってＳ２７までの説明は省略する。
ステップＳ２７において標準偏差が計算されるとシステム制御部９３は、ＰＥＴ画像再構成部８９に再構成処理を行なわせる（ステップＳ２８）。ステップＳ２８においてＰＥＴ画像再構成部８９は、ステップＳ２５において生成された複数の減弱補正後ＰＥＴ投影データセットに基づいてＰＥＴ画像を再構成する。再構成されたＰＥＴ画像のデータは、表示部９１に供給される。
ステップＳ２８が行なわれるとシステム制御部９３は、表示部９１にフュージョン表示処理を行なわせる（ステップＳ２９）。ステップＳ２９において表示部９１は、ステップＳ２２において再構成されたＣＴ画像とステップＳ２８において再構成されたＰＥＴ画像とを重ね合わせて表示する。
ステップＳ２９が行なわれるとシステム制御部９３は、表示部９１に位置ずれ指標の表示処理を行なわせる（ステップＳ３０）。ステップＳ３０において表示部９１は、ステップＳ２７において算出された位置ずれ指標、例えば、標準偏差を表示する。この標準偏差は、ステップＳ２９で表示されたＰＥＴ画像とＣＴ画像との間の位置ずれ度合を示す指標として表示される。
なお、本発明は上記実施形態そのままに限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化できる。また、上記実施形態に開示されている複数の構成要素の適宜な組み合わせにより、種々の発明を形成できる。例えば、実施形態に示される全構成要素から幾つかの構成要素を削除してもよい。さらに、異なる実施形態にわたる構成要素を適宜組み合わせてもよい。
以上本発明によれば、ＰＥＴ画像とＣＴ画像との間の位置ずれを高精度に補正することができる画像診断装置及び画像診断方法の提供を実現することができる。
１…画像診断装置、１１…ＣＴ架台、１３…Ｘ線管、１４…Ｘ線検出器、１５…ＣＴ投影データセット収集部、２１…ＰＥＴ架台、２５…検出器、２６…ＰＥＴ投影データセット収集部、３０…寝台、３１…天板、４０…高電圧発生部、４１…高電圧発生器、４２…Ｘ線制御部、５０…機構部、５１…ＣＴ架台チルト機構、５２…天板移動機構、５３…ＰＥＴ架台移動機構、５４…寝台移動機構、５５…回転機構、５６…機構制御部、６０…天板位置検出部、６１…ＣＴ用天板位置検出器、６２…ＰＥＴ用天板位置検出器、７０…ＰＥＴ位置検出部、７１…ＰＥＴ架台撮影位置検出器、７２…ＰＥＴ架台待機位置検出器、８０…画像生成部、８１…ＣＴ画像再構成部、８３…減弱補正部、８５…指標算出部、８７…判定部、８９…ＰＥＴ画像再構成部、９１…表示部、９２…操作部、９３…システム制御部

Claims (18)

  1. 撮影領域内から放出されるガンマ線を検出する検出器と、
    前記検出器を介して複数の投影角度に関する複数の第１投影データセットを収集する収集部と、
    前記撮影領域に関する第１ＣＴ画像に基づいて前記複数の第１投影データセットをそれぞれ減弱補正し、前記複数の投影角度に関する複数の第２投影データセットを生成する補正部と、
    前記複数の第２投影データセットに基づいて、前記第１ＣＴ画像に関する複数の第３投影データセット収集時における前記撮影領域と前記複数の第１投影データセット収集時における前記撮影領域との位置ずれ度合に応じた指標を算出する算出部と、
    を具備する画像診断装置。
  2. 前記算出部は、前記複数の第２投影データセットをそれぞれ積分して前記複数の投影角度に関する複数の積分値を算出し、前記複数の積分値に基づいて前記指標を算出する、請求項１記載の画像診断装置。
  3. 前記指標は、前記複数の積分値の変動度合に応じて変化する、請求項２記載の画像診断装置。
  4. 前記指標は、前記複数の積分値の標準偏差又は分散である、請求項２記載の画像診断装置。
  5. 前記複数の第２投影データセットに基づいて前記第１ＰＥＴ画像を再構成するＰＥＴ画像再構成部と、
    前記第１ＰＥＴ画像と前記第１ＣＴ画像とを重ね合わせて表示する表示部と、
    をさらに備える請求項１記載の画像診断装置。
  6. Ｘ線を発生するＸ線管と、
    前記Ｘ線管から発生されたＸ線を検出するＸ線検出器と、
    前記Ｘ線検出器からの出力に由来する前記複数の第３投影データセットに基づいて前記第１ＣＴ画像を再構成するＣＴ画像再構成部と、をさらに備える、
    請求項１記載の画像診断装置。
  7. 前記ＣＴ画像再構成部は、前記指標が閾値以下の場合、所定位置及び所定方向にシフトされた断面位置に関する第２ＣＴ画像を前記Ｘ線検出器からの出力に基づいて再構成し、
    前記補正部は、前記第２ＣＴ画像に基づいて前記複数の第１投影データセットをそれぞれ減弱補正し、前記複数の投影角度に関する複数の第４投影データセットをそれぞれ生成し、
    前記算出部は、前記複数の第４投影データセットに基づいて、前記指標を算出する、
    請求項６記載の画像診断装置。
  8. 前記指標が閾値以上の場合、前記複数の第３投影データセットに基づいて第２ＰＥＴ画像を再構成するＰＥＴ画像再構成部と、
    前記第２ＰＥＴ画像と前記第２ＣＴ画像とを重ね合わせて表示する表示部と、をさらに備える、
    請求項６記載の画像診断装置。
  9. 前記指標を表示する表示部をさらに備える、請求項１記載の画像診断装置。
  10. 撮影領域内から放出されるガンマ線を検出器により検出し、
    前記検出器を介して複数の投影角度に関する複数の第１投影データセットを収集部により収集し、
    前記複数の投影角度に関する複数の第２投影データセットを生成するために、減弱補正部により前記撮影領域に関する第１ＣＴ画像に基づいて前記複数の第１投影データセットをそれぞれ減弱補正し、
    前記複数の第２投影データセットに基づいて、前記第１ＣＴ画像に関する複数の第３投影データセット収集時における前記撮影領域と前記複数の第１投影データセット収集時における前記撮影領域との位置ずれ度合に応じた指標を算出部により算出する、
    ことを具備する画像診断方法。
  11. 前記算出することにおいては、前記複数の投影角度に関する複数の積分値を算出するために、前記複数の第２投影データセットがそれぞれ積分され、前記複数の積分値に基づいて前記指標が算出される、請求項１０記載の画像診断方法。
  12. 前記指標は、前記複数の積分値の変動度合に応じて変化する、請求項１１記載の画像診断方法。
  13. 前記指標は、前記複数の積分値の標準偏差又は分散である、請求項１１記載の画像診断方法。
  14. 前記複数の第２投影データセットに基づいて前記第１ＰＥＴ画像を再構成部により再構成し、
    前記第１ＰＥＴ画像と前記第１ＣＴ画像とを表示部により重ね合わせて表示する、
    ことをさらに備える請求項１０記載の画像診断方法。
  15. Ｘ線をＸ線管により発生し、
    前記Ｘ線管から発生され前記被検体を透過したＸ線をＸ線検出器により検出し、
    前記Ｘ線検出器からの出力に基づいて前記第１ＣＴ画像を再構成部により再構成する、
    ことをさらに具備する請求項１０記載の画像診断方法。
  16. 前記指標が閾値以下の場合、所定位置及び所定方向にシフトされた断面位置に関する第２ＣＴ画像を前記Ｘ線検出器からの出力に基づいて前記再構成部により再構成し、
    前記複数の投影角度に関する複数の第４投影データセットをそれぞれ生成するために、前記第２ＣＴ画像に基づいて前記複数の第１投影データセットを減弱補正部によりそれぞれ減弱補正し、
    前記複数の第４投影データセットに基づいて、指標を算出部により算出する、
    ことをさらに具備する請求項１５記載の画像診断方法。
  17. 前記指標が閾値以上の場合、前記複数の第４投影データセットに基づいて第２ＰＥＴ画像を再構成部により再構成し、
    前記第２ＰＥＴ画像と前記第２ＣＴ画像とを重ね合わせて表示部により表示する、
    ことをさらに具備する請求項１６記載の画像診断方法。
  18. 前記指標を表示部により表示する、ことをさらに具備する請求項１０記載の画像診断方法。
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