JP2012011181A - 医用画像診断装置および画像再構成方法 - Google Patents

Abstract

【課題】医用画像を用いた検査効率を向上させること。
【解決手段】実施形態の医用画像診断装置である核医学イメージング装置において、ＰＥＴ検出器は、被検体Ｐに投与された核種が放出するガンマ線を検出する。ＰＥＴ画像再構成部４１ｂは、ＰＥＴ検出器により検出されたガンマ線に基づいて生成されたガンマ線投影データから、逐次近似法により医用画像である核医学画像（ＰＥＴ画像）を再構成する。制御部４３は、逐次近似法に用いられるパラメータを、被検体Ｐの撮影部位に関する情報に応じて変更するようにＰＥＴ画像再構成部４１ｂを制御する。
【選択図】図４

Description

本発明の実施の形態は、医用画像診断装置および画像再構成方法に関する。

従来、被検体の生体組織における機能診断を行なうことができる医用画像診断装置として、シングルフォトンエミッションＣＴ装置（ＳＰＥＣＴ装置、ＳＰＥＣＴ: Single Photon Emission Computed Tomography）や、ポジトロンエミッションＣＴ装置（ＰＥＴ装置、ＰＥＴ：Positron Emission Computed Tomography）などの核医学イメージング装置が知られている。

具体的には、核医学イメージング装置は、生体組織に選択的に取り込まれた同位元素または標識化合物から放射されるガンマ線を検出器により検出し、検出したガンマ線の線量分布を画像化した核医学画像を再構成する装置である。

また、近年、核医学イメージング装置と、被検体の生体組織における形態情報を画像化するＸ線ＣＴ（ＣＴ；Ｃｏｍｐｕｔｅｄ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）装置とが一体化された装置（例えば、ＰＥＴ―ＣＴ装置やＳＰＥＣＴ―ＣＴ装置など）が実用化されている。例えば、ＰＥＴ―ＣＴ装置による全身撮影は、腫瘍診断において、かかすことのできない検査となっている。

ここで、ＳＰＥＣＴ装置やＰＥＴ装置では、Ｘ線ＣＴ装置で行なわれている画像再構成法と異なり、通常、逐次近似型の画像再構成法（逐次近似法）が行なわれている。逐次近似法は、解析的な手法でないが、原理的にノイズに強いという特徴を有する画像再構成法である。かかる逐次近似法としては、ＭＬＥＭ（Maximum Likelihood Expectation Maximization）法や、ＭＬＥＭ法のアルゴリズムを改良することで大幅に収束時間を短縮したＯＳＥＭ（Ordered Subset MLEM）法がある。

特開２００７−１０７９９５号公報

しかしながら、逐次近似法による画像再構成法は、演算時間がかかるため、医用画像を用いた検査の効率が悪くなる場合があった。

実施の形態の医用画像診断装置は、検出器と、画像再構成部と、制御部とを備える。検出器は、放射線を検出する。画像再構成部は、前記検出器により検出された放射線に基づいて生成された投影データから、逐次近似法により医用画像を再構成する。制御部は、前記逐次近似法に用いられるパラメータを、被検体の撮影部位に関する情報に応じて変更するように前記画像再構成部を制御する。

図１は、実施例１に係るＰＥＴ−ＣＴ装置の全体構成を説明するための図である。 図２Ａは、ＰＥＴ用架台装置の構成を説明するための図（１）である。 図２Ｂは、ＰＥＴ用架台装置の構成を説明するための図（２）である。 図３は、ＣＴ用架台装置の構成を説明するための図である。 図４は、コンソール装置の構成を説明するための図である。 図５は、スキャノグラムを用いて設定されるＰＥＴ画像の撮影計画の一例を説明するための図である。 図６Ａは、パラメータ設定の一例を説明するための図（１）である。 図６Ｂは、パラメータ設定の一例を説明するための図（２）である。 図７は、実施例１に係るＰＥＴ−ＣＴ装置の処理を説明するためのフローチャートである。 図８は、実施例２に係る設定情報データを説明するための図である。 図９は、実施例２に係るＰＥＴ−ＣＴ装置の処理を説明するためのフローチャートである。 図１０Ａは、実施例３に係る設定情報データを説明するための図（１）である。 図１０Ｂは、実施例３に係る設定情報データを説明するための図（２）である。 図１１は、実施例３に係るＰＥＴ−ＣＴ装置の処理を説明するためのフローチャートである。

以下、添付図面を参照して、医用画像診断装置の実施形態を詳細に説明する。なお、以下では、医用画像診断装置として、核医学イメージング装置であるＰＥＴ（Positron Emission computed Tomography）装置が、Ｘ線ＣＴ（Computed Tomography）装置と一体化されたＰＥＴ−ＣＴ装置を一例として説明する。

まず、実施例１に係るＰＥＴ−ＣＴ装置の全体構成について、図１を用いて説明する。図１は、実施例１に係るＰＥＴ−ＣＴ装置の全体構成を説明するための図である。

図１に示すように、実施例１に係るＰＥＴ−ＣＴ装置は、ＰＥＴ用架台装置１と、ＣＴ用架台装置２と、寝台３と、コンソール装置４とを有する。

ＰＥＴ用架台装置１は、被検体Ｐに投与された陽電子放出核種を取り込んだ生体組織から放出される一対のガンマ線を検出することで、ＰＥＴ画像を再構成するためのガンマ線の投影データ（ガンマ線投影データ）を生成する装置である。図２Ａおよび図２Ｂは、ＰＥＴ用架台装置の構成を説明するための図である。

ＰＥＴ用架台装置１は、図２Ａに示すように、ＰＥＴ検出器１１や、同時計数回路１２などを有する。ＰＥＴ検出器１１は、被検体Ｐから放出されるガンマ線を検出するフォトンカウンティング（photon counting）方式の検出器である。具体的には、ＰＥＴ検出器１１は、複数のＰＥＴ検出器モジュール１１１が、被検体Ｐの周囲をリング状に取り囲むように配置されることで構成される。

例えば、ＰＥＴ検出器モジュール１１１は、図２Ｂに示すように、シンチレータ１１１ａと、光電子増倍管（ＰＭＴ：Photomultiplier Tube）１１１ｃと、ライトガイド１１１ｂとを有するアンガー型の検出器である。

シンチレータ１１１ａは、被検体Ｐから放出されて入射したガンマ線を可視光に変換するＮａＩやＢＧＯなどが、図２Ｂに示すように、２次元に複数個配列されている。また、光電子増倍管１１１ｃは、シンチレータ１１１ａから出力された可視光を増倍して電気信号に変換する装置であり、図２Ｂに示すように、ライトガイド１１１ｂを介して稠密に複数個配置されている。ライトガイド１１１ｂは、シンチレータ１１１ａから出力された可視光を光電子増倍管１１１ｃに伝達するために用いられ、光透過性に優れたプラスチック素材などからなる。

なお、光電子増倍管１１１ｃは、シンチレーション光を受光し光電子を発生させる光電陰極、発生した光電子を加速する電場を与える多段のダイノード、および電子の流れ出し口である陽極から成っている。光電効果により光電陰極から放出された電子は、ダイノードに向って加速されてダイノードの表面に衝突し、複数の電子を叩き出す。この現象が多段のダイノードに渡って繰り返されることにより、なだれ的に電子数が増倍され、陽極での電子数は、約１００万にまで達する。かかる例では、光電子増倍管１１１ｃの利得率は、１００万倍となる。また、なだれ現象を利用した増幅のためにダイノードと陽極との間には、通常１０００ボルト以上の電圧が印加される。

このように、ＰＥＴ検出器モジュール１１１は、ガンマ線をシンチレータ１１１ａにより可視光に変換し、変換した可視光を光電子増倍管１１１ｃにより電気信号に変換することで、被検体Ｐから放出されたガンマ線の数を計数する。

そして、図２Ａに示す同時計数回路１２は、複数のＰＥＴ検出器モジュール１１１それぞれが有する複数の光電子増倍管１１１ｃそれぞれと接続される。そして、同時計数回路１２は、ＰＥＴ検出器モジュール１１１の出力結果から、陽電子から放出された一対のガンマ線の入射方向を決定するための同時計数情報を生成する。具体的には、同時計数回路１２は、シンチレータ１１１ａから出力された可視光を同じタイミングで電気信号に変換出力した光電子増倍管１１１ｃの位置および電気信号の強度から重心位置を演算することで、ガンマ線の入射位置（シンチレータ１１１ａの位置）を決定する。また、同時計数回路１２は、各光電子増倍管１１１ｃが出力した電気信号の強度を演算処理（積分処理および微分処理）することで、入射したガンマ線のエネルギー値を演算する。

そして、同時計数回路１２は、ＰＥＴ検出器１１の出力結果の中から、ガンマ線の入射タイミング（時間）が一定時間の時間ウィンドウ幅以内にあり、エネルギー値がともに一定のエネルギーウィンドウ幅にある組み合わせを検索（Coincidence Finding）する。例えば、２ｎｓｅｃの時間ウィンドウ幅と、３５０ｋｅＶ〜５５０ｋｅＶのエネルギーウィンドウ幅とが、検索条件として設定される。そして、同時計数回路１２は、検索した組み合わせの出力結果を、２つの消滅フォトンを同時計数した情報であるとして同時計数情報（Coincidence List）を生成する。そして、同時計数回路１２は、同時計数情報をＰＥＴ画像再構成用のガンマ線投影データとして図１に示すコンソール装置４に送信する。なお、２つの消滅フォトンを同時計数した２つの検出位置を結ぶ線は、ＬＯＲ（Line of Response）と呼ばれる。また、同時計数情報は、コンソール装置４にて生成される場合であってもよい。

図１に戻って、ＣＴ用架台装置２は、被検体Ｐを透過したＸ線を検出することで、Ｘ線ＣＴ画像を再構成するためのＸ線投影データや、スキャノグラムを生成するためのＸ線投影データを生成する装置である。図３は、ＣＴ用架台装置の構成を説明するための図である。

ＣＴ用架台装置２は、図３に示すように、Ｘ線管２１や、Ｘ線検出器２２、データ収集部２３などを有する。Ｘ線管２１は、Ｘ線ビームを発生し、発生したＸ線ビームを被検体Ｐに照射する装置である。Ｘ線検出器２２は、Ｘ線管２１に対向する位置にて、被検体Ｐを透過したＸ線を検出する装置である。具体的には、Ｘ線検出器２２は、被検体Ｐを透過したＸ線の２次元強度分布のデータ（２次元Ｘ線強度分布データ）を検出する２次元アレイ型検出器である。より具体的には、Ｘ線検出器２２は、複数チャンネル分のＸ線検出素子を配してなる検出素子列が被検体Ｐの体軸方向に沿って複数列配列されている。なお、Ｘ線管およびＸ線検出器は、ＣＴ用架台装置２の内部にて、図示しない回転フレームにより支持されている。

データ収集部２３は、ＤＡＳ（Data Acquisition System）であり、Ｘ線検出器２２により検出された２次元Ｘ線強度分布データに対して、増幅処理やＡ／Ｄ変換処理などを行なって、Ｘ線投影データを生成する。そして、データ収集部２３は、Ｘ線投影データを図１に示すコンソール装置４に送信する。

図１に戻って、寝台３は、被検体Ｐを載せるベッドである。寝台３は、コンソール装置４を介して受け付けたＰＥＴ−ＣＴ装置の操作者からの指示に基づいて、ＣＴ用架台装置２およびＰＥＴ用架台装置１それぞれの撮影口に順次移動される。

すなわち、ＰＥＴ−ＣＴ装置は、寝台３を移動させることで、最初に、Ｘ線ＣＴ画像の撮影を行ない、その後、ＰＥＴ画像の撮影を行なう。例えば、ＰＥＴ−ＣＴ装置は、ＣＴ用架台装置２の回転フレームを回転させながら寝台３を移動させることで、被検体Ｐの撮影部位をＸ線により螺旋状にスキャンするヘリカルスキャンによりＸ線ＣＴ画像を撮影する。また、ＰＥＴ−ＣＴ装置は、被検体Ｐの撮影部位がＰＥＴ用架台装置１の撮影口内に挿入されるように寝台３を移動させることで、ＰＥＴ画像を撮影する。

なお、ＰＥＴ−ＣＴ装置による検査では、回転フレームを固定させた状態でＸ線管２１からＸ線を照射しながら寝台３を移動させることで、被検体Ｐの全身を体軸方向に沿ってスキャンしたスキャノグラムが撮影される。そして、被検体Ｐのスキャノグラムを参照した操作者は、Ｘ線ＣＴ画像およびＰＥＴ画像の撮影計画を立案する。

コンソール装置４は、操作者からの指示を受け付けてＰＥＴ−ＣＴ装置における撮影処理を制御する装置である。図４は、コンソール装置の構成を説明するための図である。

図４に示すように、コンソール装置４は、ガンマ線投影データ記憶部４１ａと、ＰＥＴ画像再構成部４１ｂと、Ｘ線投影データ記憶部４２ａと、スキャノグラム生成部４２ｂと、ＣＴ画像再構成部４２ｃとを有する。さらに、コンソール装置４は、図４に示すように、制御部４３と、設定情報データ４４とを有する。

Ｘ線投影データ記憶部４２ａは、データ収集部２３から送信されたＸ線投影データを記憶する。具体的には、Ｘ線投影データ記憶部４２ａは、スキャノグラムを生成するためのＸ線投影データや、Ｘ線ＣＴ画像を再構成するためのＸ線投影データを記憶する。

スキャノグラム生成部４２ｂは、Ｘ線投影データ記憶部４２ａが記憶するスキャノグラムを生成するためのＸ線投影データから、スキャノグラムを生成する。ＣＴ画像再構成部４２ｃは、Ｘ線投影データ記憶部４２ａが記憶する再構成用のＸ線投影データを、例えば、ＦＢＰ（Filtered Back Projection）法により逆投影処理することで、Ｘ線ＣＴ画像を再構成する。

すなわち、スキャノグラム生成部４２ｂは、ＰＥＴ−ＣＴ装置を用いた全身検査において撮影計画を立案するためのスキャノグラムを生成する。そして、ＣＴ画像再構成部４２ｃは、ＰＥＴ−ＣＴ装置を用いた全身検査において、撮影計画により決定された撮影条件（例えば、スライス幅など）に基づいて、Ｘ線投影データから、被検体Ｐの体軸方向に直交する複数の断面を撮影した複数のＸ線ＣＴ画像を再構成する。

ガンマ線投影データ記憶部４１ａは、同時計数回路１２から送信されたガンマ線投影データを記憶する。ＰＥＴ画像再構成部４１ｂは、ガンマ線投影データ記憶部４１ａが記憶するガンマ線投影データから逐次近似法によりＰＥＴ画像を再構成する。

以下、ＰＥＴ画像再構成部４１ｂが実行する逐次近似法について説明する。逐次近似法としては、ＭＬＥＭ（Maximum Likelihood Expectation Maximization）法や、ＭＬＥＭ法のアルゴリズムを改良することで大幅に収束時間を短縮したＯＳＥＭ（Ordered Subset MLEM）法がある。

ＭＬＥＭ法においては、実際に収集されたガンマ線投影データからＰＥＴ画像が、例えば、ＦＢＰ法などの逆投影処理により初期画像として再構成される。そして、初期画像を投影処理することで、推定投影データ１が生成され、推定投影データ１を逆投影処理することで再構成画像１が再構成される。そして、再構成画像１を投影処理することで、推定投影データ２が生成され、推定投影データ２を逆投影処理することで再構成画像２が再構成される。かかる処理が、逐次近似の繰り返し演算数分繰り返される。なお、以下では、繰り返し演算数をイテレーション（Iteration）数と記載する。

これにより、実際に収集された投影データとの比率が略「１」に収束した推定投影データが生成される。収束した推定投影データを逆投影処理した再構成画像は、確率論的に最も確からしい陽電子放出核種の集積分布を表すＰＥＴ画像となる。

なお、ＭＬＥＭ法の再構成に用いられる一般式は、以下に示す式（１）により表される。

ここで、式（１）の「X_ｊ」は、「画素ｊ（j=1〜J）」から放出された光子数の平均である。また、式（１）の「y_i」は、「ＬＯＲ_i（i=1〜I）」で検出された光子数である。また、式（１）の「n（n=1, 2,・・・）」は、イテレーション数である。また、式（１）の「a_ij」は、ＰＥＴ装置の検出特性を表すもので、システムマトリクスと呼ばれる。すなわち、式（１）は、測定データである「y_i」と、画像から計算で求めた推定投影データ「Σ_ka_ikx_k ⁽ⁿ⁾」との比が「１」に近づくように修正されていることを意味する。

また、ＯＳＥＭ法は、ガンマ線投影データを、いくつかの部分集合（サブセット）に分割し、サブセットごとに上記した逐次近似を行なうことで、画像を修正する方法である。すなわち、分割数（サブセット数）が「１」であるＯＳＥＭ法は、ＭＬＥＭ法となる。

ここで、ＰＥＴ画像再構成部４１ｂの総演算数は、ＭＬＥＭ法を実行する場合、イテレーション数に依存する。また、ＰＥＴ画像再構成部４１ｂの総演算数は、ＯＳＥＭ法を実行する場合、サブセット数にイテレーション数を乗算した数に依存する。

なお、以下では、ＰＥＴ画像再構成部４１ｂがＯＳＥＭ法によりＰＥＴ画像を再構成する場合について説明する。ただし、本実施例１は、ＰＥＴ画像再構成部４１ｂがＭＬＥＭ法によりＰＥＴ画像を再構成する場合であっても適用可能である。

制御部４３は、ＰＥＴ−ＣＴ装置全体の処理を制御する。具体的には、制御部４３は、ＰＥＴ用架台装置１およびＣＴ用架台装置２を制御することで、ＰＥＴ−ＣＴ装置による撮影を制御する。また、制御部４３は、ガンマ線投影データ記憶部４１ａが記憶するデータを用いたＰＥＴ画像再構成部４１ｂの処理を制御する。また、制御部４３は、Ｘ線投影データ記憶部４２ａが記憶するデータを用いたスキャノグラム生成部４２ｂおよびＣＴ画像再構成部４２ｃの処理を制御する。なお、制御部４３は、図示しない入出力装置から操作者の指示を受け付ける。また、制御部４３は、図示しない入出力装置にて、操作者が指示を入力するためのＧＵＩ（Graphical User Interface）や、スキャノグラム、Ｘ線ＣＴ画像およびＰＥＴ画像を表示するように制御する。

設定情報データ４４は、制御部４３がＰＥＴ画像再構成部４１ｂを制御する際に用いられるデータを記憶する。なお、設定情報データ４４については、後に詳述する。

以上、実施例１に係るＰＥＴ−ＣＴ装置の全体構成について説明した。かかる構成のもと、実施例１に係るＰＥＴ−ＣＴ装置は、ＰＥＴ検出器１１により検出されたガンマ線に基づいて生成されたガンマ線投影データから、逐次近似法により核医学画像であるＰＥＴを再構成する。

例えば、実施例１に係るＰＥＴ−ＣＴ装置は、被検体Ｐの全身検査を実行するために、スキャノグラムを撮影後、ヘリカルスキャンによりＸ線ＣＴ画像の全身撮影を行なう。ここで、被検体Ｐの体躯部のスキャンは、回転フレームの高速回転化およびＸ線検出器２２の多列化にともなうヘリカルスキャンの高速化により、例えば、１０数秒で終了する。また、Ｘ線ＣＴ画像の再構成時間は、数百枚から数千枚のＸ線ＣＴ画像を、スキャン直後からほぼリアルタイムで再構成することができる。

しかし、ＰＥＴ画像の全身撮影は、寝台３を撮影部位ごとに移動させながら、各撮影部位にてガンマ線を計測するために、１０分から２０分以上の撮影時間を必要とする。さらに、逐次近似法によるＰＥＴ画像の再構成時間は、最後の撮影部位の撮影後、数分から１０分以上必要な場合がある。ＭＬＥＭ法では、イテレーション数が画質および再構成時間を決定する重要なパラメータとなる。また、ＯＳＥＭ法では、イテレーション数およびサブセット数が画質および再構成時間を決定する重要なパラメータとなる。例えば、画質を優先するために最適なイテレーション数を設定すると、全身検査を実施する場合、ＰＥＴ画像の再構成時間は、長くなる。すなわち、ＰＥＴ画像を用いた検査をする場合、すべての撮影部位で画質を優先させると再構成に要する時間が長時間となるため、検査効率が悪くなる。

そこで、本実施例１に係るＰＥＴ−ＣＴ装置は、以下、詳細に説明する制御部４３の制御を行なう。

制御部４３は、ＯＳＥＭ法に用いられるパラメータ（イテレーション数およびサブセット数）を、被検体Ｐの撮影部位に関する情報に応じて変更するようにＰＥＴ画像再構成部４１ｂを制御する。例えば、制御部４３は、被検体Ｐの全身撮影を行なう際の総演算数（撮影部位ごとの「イテレーション数」×「サブセット数」の総和）が予め設定された値の範囲内となるように、ＯＳＥＭ法に用いられるパラメータを変更する。

まず、ＰＥＴ−ＣＴ装置の操作者は、スキャノグラムを参照して、ＰＥＴ画像の再構成時間を最適化および短縮化するパラメータを設定する。図５は、スキャノグラムを用いて設定されるＰＥＴ画像の撮影計画の一例を説明するための図である。

例えば、被検体Ｐの身長が「１８０ｃｍ」であり、ＰＥＴ検出器１１の寝台３の長手方向に沿った幅が「２０ｃｍ」であるとする。かかる場合、操作者は、例えば、図５に示すように、スキャノグラムを参照して、被検体Ｐを「２０ｃｍ」ごとに「１０ｃｍ」重複させながら、１７回にわたってＰＥＴ画像の全身撮影を行なうと設定する。すなわち、操作者は、撮影部位１〜１７のＰＥＴ画像の撮影を、１０ｃｍずつ寝台３を移動させながら行なうと設定する。

そして、操作者は、撮影部位に関する情報である撮影部位ごとの優先度に応じてパラメータを変更するように設定する。これにより、設定情報データ４４は、撮影部位の優先度に応じて変更されたパラメータを記憶する。図６Ａおよび図６Ｂは、実施例１に係る設定情報データの一例を説明するための図である。

例えば、ＰＥＴ画像再構成部４１ｂが実行するＯＳＥＭ法において、ＰＥＴ画像の画質が最適となる最適イテレーション数が、「４〜１０」の範囲であることが既知であるとする。また、ＰＥＴ画像再構成部４１ｂが実行するＯＳＥＭ法において、ＰＥＴ画像の画質が画像診断用として提供可能となる最小イテレーション数が、「２」であることが既知であるとする。

かかる場合、操作者は、図６Ａに示すように、ＰＥＴ画像を用いて詳細に画像診断を行ないたい胸部および腹部に対応する撮影部位１０〜１５のパラメータを「サブセット数：１４、イテレーション数：４」と設定する。また、操作者は、図６Ａに示すように、ＰＥＴ画像を用いて詳細に画像診断を行なう必要がないと判断される頭部に対応する撮影部位１６〜１７のパラメータを「サブセット数：１４、イテレーション数：２」と設定する。また、操作者は、図６Ａに示すように、ＰＥＴ画像を用いて詳細に画像診断を行なう必要がないと判断される腰部および下肢部に対応する撮影部位１〜９のパラメータを「サブセット数：１４、イテレーション数：２」と設定する。

これにより、設定情報データ４４は、図６Ｂに示すように、優先度の低い「撮影部位１６〜１７」のパラメータが「サブセット数：１４、イテレーション数：２」であると記憶する。また、設定情報データ４４は、図６Ｂに示すように、優先度の高い「撮影部位１０〜１５」のパラメータが「サブセット数：１４、イテレーション数：４」であると記憶する。また、設定情報データ４４は、図６Ｂに示すように、優先度の低い「撮影部位１〜９」のパラメータが「サブセット数：１４、イテレーション数：２」であると記憶する。

そして、制御部４３は、被検体Ｐの撮影部位に対応するパラメータを設定情報データ４４から取得して、ＰＥＴ画像再構成部４１ｂによる再構成処理を制御する。

これにより、ＰＥＴ画像再構成部４１ｂは、撮影部位ごとのガンマ線投影データから、撮影部位ごとに設定されたサブセット数およびイテレーション数を用いたＯＳＥＭ法によりＰＥＴ画像を再構成する。

なお、撮影部位ごとのパラメータは、上述したように操作者により手動で設定される場合であってもよいし、制御部４３により自動的に設定される場合であってもよい。かかる場合、例えば、制御部４３は、スキャノグラムと被検体Ｐの身体測定結果とから、自動的に頭部、胸部、腹部、腰部および下肢部に相当する範囲を判定することで、撮影部位ごとのパラメータを自動的に設定する。

また、本実施例１では、スキャノグラムを用いてパラメータが設定される場合について説明した。しかし、本実施例１は、スキャノグラムを用いずに、例えば、被検体Ｐの身体測定結果から、寝台３の位置に応じてＰＥＴ用架台装置１の撮影口に挿入される被検体Ｐの部位の情報を予め取得しておくことで、寝台３の位置に対応付けてパラメータが設定される場合であってもよい。

ただし、ＰＥＴ画像を用いた腫瘍検査では、腫瘍に対する治療効果を診断する場合、治療部位（肝臓など）のＰＥＴ検査を繰り返し、腫瘍の縮小度合いを調べることがある。かかる場合でも、転移を見逃さないために全身検査が行なわれるが、治療部位の精密なＰＥＴ画像を再構成するために、治療部位のイテレーション数は、最適化されることが望ましい。このため、治療部位を精度よく確定するためは、スキャノグラムを用いることが望ましい。

次に、図７を用いて、実施例１に係るＰＥＴ−ＣＴ装置の処理について説明する。図７は、実施例１に係るＰＥＴ−ＣＴ装置の処理を説明するためのフローチャートである。

図７に示すように、実施例１に係るＰＥＴ−ＣＴ装置は、操作者から検査開始要求を受け付けたか否かを判定する（ステップＳ１０１）。ここで、検査開始要求を受け付けない場合（ステップＳ１０１否定）、ＰＥＴ−ＣＴ装置は、待機状態となる。一方、検査開始要求を受け付けた場合（ステップＳ１０１肯定）、スキャノグラム撮影が実行され、スキャノグラム生成部４２ｂは、スキャノグラムを生成する（ステップＳ１０２）。

そして、制御部４３は、スキャノグラムを参照した操作者から、パラメータ設定を含む撮影計画を受け付けたか否かを判定する（ステップＳ１０３）。ここで、パラメータ設定を含む撮影計画を受け付けない場合（ステップＳ１０３否定）、ＰＥＴ−ＣＴ装置は、待機状態となる。一方、パラメータ設定を含む撮影計画を受け付けた場合（ステップＳ１０３肯定）、制御部４３は、設定されたパラメータを設定情報データ４４に格納する（ステップＳ１０４）。なお、ステップＳ１０４にて格納されるパラメータは、図６Ａに示すように、撮影部位の優先度に応じて変更されたパラメータである。

そして、制御部４３は、Ｘ線ＣＴ画像用撮影を実行するようにＣＴ用架台装置２を制御し（ステップＳ１０５）、ＣＴ画像再構成部４２ｃは、Ｘ線ＣＴ画像を再構成する（ステップＳ１０６）。その後、制御部４３は、ＰＥＴ画像用撮影を実行するようにＰＥＴ用架台装置１を制御する（ステップＳ１０７）。

そして、ＰＥＴ画像再構成部４１ｂは、設定情報データ４４を参照した制御部４３の制御により、撮影部位ごとの優先度に応じて変更されたパラメータを用いたＯＳＥＭ法によりＰＥＴ画像を再構成し（ステップＳ１０８）、処理を終了する。

上述してきたように、実施例１では、ＰＥＴ検出器１１は、被検体Ｐに投与された核種が放出するガンマ線を検出する。ＰＥＴ画像再構成部４１ｂは、ＰＥＴ検出器１１により検出されたガンマ線に基づいて生成されたガンマ線投影データから、逐次近似法により核医学画像（ＰＥＴ画像）を再構成する。制御部４３は、逐次近似法に用いられるパラメータ（イテレーション数およびサブセット数）を、被検体Ｐの撮影部位に関する情報に応じて変更するようにＰＥＴ画像再構成部４１ｂを制御する。

したがって、実施例１では、例えば、ＰＥＴ画像再構成部４１ｂの再構成時間が所定の範囲内となるように、撮影部位ごとに逐次近似法に用いられるパラメータを動的に変化させることができる。すなわち、実施例１では、撮影部位ごとに逐次近似法に用いられるパラメータを動的に変化させることで、ＰＥＴ検査に要する時間を短縮することができる。その結果、実施例１では、核医学画像（ＰＥＴ画像）を用いた検査効率を向上させることが可能となる。

また、実施例１では、設定情報データ４４は、被検体Ｐの撮影部位に関する情報である被検体Ｐの撮影部位の優先度に応じて変更されたパラメータを記憶する。そして、制御部４３は、被検体Ｐの撮影部位に対応するパラメータを設定情報データ４４から取得して、ＰＥＴ画像再構成部４１ｂによる画像再構成処理を制御する。

したがって、実施例１では、画像診断の上で優先度の高い撮影部位に関しては、画質を優先し、画像診断の上で優先度の低い撮影部位に関しては、再構成時間を優先するといった設定を行なうことできる。その結果、実施例１では、例えば、偽陽性のシグナルが出現する可能性の高い頭部や膀胱を含む腰部については、再構成時間を優先し、治療部位である腹部については、画質を優先するといった設定を行なうことができる。その結果、実施例１では、核医学画像（ＰＥＴ画像）を用いた検査効率を、読影医の要求に応じて向上させることが可能となる。

実施例２では、ＰＥＴ画像の撮影時に取得された情報により逐次近似法に用いられるパラメータが変更される場合について、図８を用いて説明する。なお、図８は、実施例２に係る設定情報データを説明するための図である。

実施例２に係るＰＥＴ−ＣＴ装置のコンソール装置４は、図４を用いて説明した実施例１に係るＰＥＴ−ＣＴ装置のコンソール装置４と同様に構成されるが、制御部４３がパラメータ変更に際し用いる設定情報データ４４が記憶する内容が実施例１と異なる。

実施例２に係る制御部４３は、被検体Ｐの撮影部位に関する情報であるＰＥＴ検出器１１が検出したガンマ線の計数結果に基づいてパラメータの変更処理を行なう。具体的には、実施例２においては、まず、全撮影部位のパラメータが初期値に設定される。例えば、実施例２においては、全撮影部位のパラメータが「サブセット数：１４、イテレーション数：２」と設定される。

そして、実施例２においては、例えば、ＰＥＴ検出器１１が単位時間当たりに光を検出した計数（計数率）に対して、閾値（ＴｈＵ）が設定される。そして、実施例２においては、例えば、計数率が閾値（ＴｈＵ）以下である撮影部位に対しては、初期設定された「サブセット数：１４、イテレーション数：２」により再構成処理を行なうと設定される。そして、実施例２においては、例えば、計数率が閾値（ＴｈＵ）より大きい撮影部位に対しては、イテレーション数を最適イテレーション数に変更して再構成処理を行なうと設定される。

かかる設定により、実施例２に係る設定情報データ４４は、図８に示すように、計数率がＴｈＵより大きい場合のパラメータが「サブセット数：１４、イテレーション数：４」であると記憶する。また、設定情報データ４４は、図８に示すように、計数率がＴｈＵ以下である場合のパラメータが「サブセット数：１４、イテレーション数：２」であると記憶する。

そして、制御部４３は、ＰＥＴ画像の撮影時に、撮影部位ごとに、例えば、ＰＥＴ検出器１１の出力数をカウントすることで、計数率を算出する。そして、制御部４３は、算出した計数率と閾値とを比較して、比較結果からパラメータを決定する。そして、制御部４３は、決定したパラメータをＰＥＴ画像再構成部４１ｂに送信する。これにより、ＰＥＴ画像再構成部４１ｂは、計数率に基づくパラメータを用いて、各撮影部位のＰＥＴ画像を再構成する。

なお、上記では、計数結果として計数率が用いられる場合について説明した。しかし、本実施例２は、計数結果として計数の変化率などが用いられる場合であってもよい。

次に、図９を用いて、実施例２に係るＰＥＴ−ＣＴ装置の処理について説明する。図９は、実施例２に係るＰＥＴ−ＣＴ装置の処理を説明するためのフローチャートである。

図９に示すように、実施例２に係るＰＥＴ−ＣＴ装置は、操作者から検査開始要求を受け付けたか否かを判定する（ステップＳ２０１）。ここで、検査開始要求を受け付けない場合（ステップＳ２０１否定）、ＰＥＴ−ＣＴ装置は、待機状態となる。一方、検査開始要求を受け付けた場合（ステップＳ２０１肯定）、スキャノグラム撮影が実行され、スキャノグラム生成部４２ｂは、スキャノグラムを生成する（ステップＳ２０２）。

そして、制御部４３は、スキャノグラムを参照した操作者から、パラメータ設定を含む撮影計画を受け付けたか否かを判定する（ステップＳ２０３）。ここで、パラメータ設定を含む撮影計画を受け付けない場合（ステップＳ２０３否定）、ＰＥＴ−ＣＴ装置は、待機状態となる。一方、パラメータ設定を含む撮影計画を受け付けた場合（ステップＳ２０３肯定）、制御部４３は、設定されたパラメータを設定情報データ４４に格納する（ステップＳ２０４）。なお、ステップＳ２０４にて格納されるパラメータは、図８に示すように、撮影部位の計数率に応じて変更されたパラメータである。

そして、制御部４３は、Ｘ線ＣＴ画像用撮影を実行するようにＣＴ用架台装置２を制御し（ステップＳ２０５）、ＣＴ画像再構成部４２ｃは、Ｘ線ＣＴ画像を再構成する（ステップＳ２０６）。その後、制御部４３は、ＰＥＴ画像用撮影を実行するようにＰＥＴ用架台装置１を制御する（ステップＳ２０７）。

そして、ＰＥＴ画像再構成部４１ｂは、設定情報データ４４を参照した制御部４３の制御により、撮影部位ごとの計数率に応じて変更されたパラメータを用いたＯＳＥＭ法によりＰＥＴ画像を再構成し（ステップＳ２０８）、処理を終了する。なお、設定情報データ４４に格納されるデータは、検査開始要求時に格納される場合であっても、検査開始要求前に格納される場合であってもよい。

上述してきたように、実施例２では、制御部４３は、被検体Ｐの撮影部位に関する情報であるＰＥＴ検出器１１が検出したガンマ線の計数結果に基づいてパラメータの変更処理を行なう。したがって、実施例２では、ガンマ線の検出確率が高くなる部位（例えば、腫瘍）がＰＥＴ画像上で発見される可能性が高い撮影部位に関しては、画質を優先した画像再構成を行なうことができる。また、実施例２では、ガンマ線の検出確率が低いことから画像診断上、重要でないと判断される撮影部位に関しては、再構成時間を優先した画像再構成を行なうことができる。

実施例３では、組織画像であるＸ線ＣＴ画像から取得される情報により逐次近似法に用いられるパラメータが変更される場合について、図１０Ａおよび図１０Ｂを用いて説明する。なお、図１０Ａおよび図１０Ｂは、実施例３に係る設定情報データを説明するための図である。

実施例３に係るＰＥＴ−ＣＴ装置のコンソール装置４は、図４を用いて説明した実施例１に係るＰＥＴ−ＣＴ装置のコンソール装置４と同様に構成されるが、制御部４３がパラメータ変更に際し用いる設定情報データ４４が記憶する内容が実施例１および２と異なる。

実施例３に係る制御部４３は、被検体Ｐの撮影部位に関する情報である被検体Ｐを撮影したＸ線ＣＴ画像に含まれる被検体Ｐの大きさに基づいてパラメータの変更処理を行なう。具体的には、実施例３においては、実施例２と同様に、まず、全撮影部位のパラメータが初期値に設定される。例えば、実施例３においても、全撮影部位のパラメータが「サブセット数：１４、イテレーション数：２」と設定される。

そして、実施例３においては、例えば、図１０Ａに示すように、ＰＥＴ画像の撮影部位内の断面を撮影したＸ線ＣＴ画像に含まれる被検体Ｐの面積が、パラメータ変更用の指標値として用いられる。そして、実施例３においては、面積に対して、閾値（ＴｈＡ）が設定される。そして、実施例３においては、例えば、面積が閾値（ＴｈＡ）以下である撮影部位に対しては、初期設定された「サブセット数：１４、イテレーション数：２」により再構成処理を行なうと設定される。そして、実施例３においては、例えば、面積が閾値（ＴｈＡ）より大きい撮影部位に対しては、イテレーション数を最適イテレーション数に変更して再構成処理を行なうと設定される。

かかる設定により、実施例３に係る設定情報データ４４は、図１０Ｂに示すように、面積がＴｈＡより大きい場合のパラメータが「サブセット数：１４、イテレーション数：４」であると記憶する。また、設定情報データ４４は、図１０Ｂに示すように、面積がＴｈＡ以下である場合のパラメータが「サブセット数：１４、イテレーション数：２」であると記憶する。

そして、制御部４３は、ＰＥＴ画像の撮影部位を撮影したＸ線ＣＴ画像をＣＴ画像再構成部４２ｃから取得して、取得したＸ線ＣＴ画像に含まれる被検体Ｐの面積を算出する。そして、制御部４３は、算出した面積と閾値とを比較して、比較結果からパラメータを決定する。そして、制御部４３は、決定したパラメータをＰＥＴ画像再構成部４１ｂに送信する。これにより、ＰＥＴ画像再構成部４１ｂは、計数率に基づくパラメータを用いて、各撮影部位のＰＥＴ画像を再構成する。

なお、上記では、被検体Ｐの撮影部位ごとの大きさとして面積が用いられる場合について説明した。しかし、本実施例２は、被検体Ｐの撮影部位ごとの大きさとして体積が用いられる場合であってもよい。かかる場合、設定情報データ４４は、体積と閾値との大小関係に基づくパラメータの情報を記憶する。そして、制御部４３は、例えば、図５に示すＰＥＴ画像の撮影部位１１に含まれるすべてのＸ線ＣＴ画像を取得して、各Ｘ線ＣＴ画像に含まれる被検体Ｐの面積と、スライス幅とから、撮影部位１１に含まれる被検体Ｐの体積を算出する。

次に、図１１を用いて、実施例３に係るＰＥＴ−ＣＴ装置の処理について説明する。図９は、実施例３に係るＰＥＴ−ＣＴ装置の処理を説明するためのフローチャートである。

図１１に示すように、実施例３に係るＰＥＴ−ＣＴ装置は、操作者から検査開始要求を受け付けたか否かを判定する（ステップＳ３０１）。ここで、検査開始要求を受け付けない場合（ステップＳ３０１否定）、ＰＥＴ−ＣＴ装置は、待機状態となる。一方、検査開始要求を受け付けた場合（ステップＳ３０１肯定）、スキャノグラム撮影が実行され、スキャノグラム生成部４２ｂは、スキャノグラムを生成する（ステップＳ３０２）。

そして、制御部４３は、スキャノグラムを参照した操作者から、パラメータ設定を含む撮影計画を受け付けたか否かを判定する（ステップＳ３０３）。ここで、パラメータ設定を含む撮影計画を受け付けない場合（ステップＳ３０３否定）、ＰＥＴ−ＣＴ装置は、待機状態となる。一方、パラメータ設定を含む撮影計画を受け付けた場合（ステップＳ３０３肯定）、制御部４３は、設定されたパラメータを設定情報データ４４に格納する（ステップＳ３０４）。なお、ステップＳ３０４にて格納されるパラメータは、図１０Ｂに示すように、撮影部位の被検体Ｐの面積に応じて変更されたパラメータである。

そして、制御部４３は、Ｘ線ＣＴ画像用撮影を実行するようにＣＴ用架台装置２を制御し（ステップＳ３０５）、ＣＴ画像再構成部４２ｃは、Ｘ線ＣＴ画像を再構成する（ステップＳ３０６）。その後、制御部４３は、ＰＥＴ画像用撮影を実行するようにＰＥＴ用架台装置１を制御する（ステップＳ３０７）。

そして、ＰＥＴ画像再構成部４１ｂは、設定情報データ４４を参照した制御部４３の制御により、撮影部位ごとの面積に応じて変更されたパラメータを用いたＯＳＥＭ法によりＰＥＴ画像を再構成し（ステップＳ３０８）、処理を終了する。なお、設定情報データ４４に格納されるデータは、検査開始要求時に格納される場合であっても、検査開始要求前に格納される場合であってもよい。

上述してきたように、実施例３では、制御部４３は、被検体Ｐの撮影部位に関する情報である被検体Ｐを撮影したＸ線ＣＴ画像に含まれる被検体Ｐの大きさに基づいてパラメータの変更処理を行なう。ここで、ガンマ線は、被検体Ｐの体内で吸収された後に検出される。すなわち、大きさの大きい部位を撮影する場合、検出されるガンマ線の減弱度が高いことから、画質を向上させるために、逐次近似法に用いられるパラメータは、最適化する必要がある。そこで、実施例３では、減弱度が高くなる撮影部位に関しては、画質を優先した画像再構成を行なうことができる。

ここで、上記では、Ｘ線ＣＴ画像を用いて被検体Ｐの大きさが算出される場合について説明したが、被検体Ｐの大きさを算出する対象となる組織画像は、ＭＲＩ画像である場合であってもよい。

なお、上記した実施例１〜３では、ＰＥＴ画像再構成部４１ｂが、ガンマ線投影データが生成されるごとに撮影部位ごとのパラメータを用いた画像再構成処理を行なう場合について説明した。しかし、上記した実施例１〜３は、検査時には、ＰＥＴ画像再構成部４１ｂが撮影部位ごとのガンマ線投影データをすべて最小イテレーション数にてＰＥＴ画像を再構成し、読影医が読影する際に、再度、撮影部位ごとのパラメータを用いた画像再構成処理を行なう場合であってもよい。

また、上記した実施例１〜３では、変更されるパラメータがイテレーション数である場合について説明した。しかし、上記した実施例１〜３は、変更されるパラメータがサブセット数である場合であってもよい。すなわち、上記した実施例１〜３は、ＰＥＴ画像の画質が最適となる最適サブセット数と、ＰＥＴ画像の画質が画像診断用として提供可能となる最小サブセット数とにより、撮影部位ごとにサブセット数が変更される場合であってもよい。

また、上記した実施例１〜３は、変更されるパラメータがイテレーション数およびサブセット数の両方である場合であってもよい。ただし、ＰＥＴ画像を用いた定量的な解析を行なう必要性から、変更されるパラメータは、イテレーション数またはサブセット数の一方のみであることが望ましい。

また、上記した実施例１〜３では、画像再構成処理がＯＳＥＭ法により実行される場合について説明した。しかし、上記した実施例１〜３は、画像再構成処理がＭＬＥＭ法により実行される場合であってもよい。かかる場合、変更対象となるパラメータは、イテレーション数となる。

また、上記した実施例１〜３では、ＰＥＴ−ＣＴ装置にてパラメータ変更処理が行なわれる場合について説明した。しかし、上記した実施例１〜３は、Ｘ線ＣＴ装置により被検体Ｐを撮影したスキャノグラムやＸ線ＣＴ画像を取得したＰＥＴ装置単体にてパラメータ変更処理が行なわれる場合であってもよい。

また、上記した実施例１〜３にて説明した撮影部位ごとのパラメータ変更処理は、ＳＰＥＣＴ画像を逐次近似法により再構成するＳＰＣＴ装置やＳＰＥＣＴ−ＣＴ装置においても適用することが可能である。

また、上記した実施例１〜３にて説明した画像再構成方法、すなわち、撮影部位に関する情報に応じたパラメータの変更処理は、Ｘ線ＣＴ装置において実行される場合であっても良い。近年、電流モード計測方式の検出器に代わって、ＰＥＴ装置やＳＰＥＣＴ装置などで用いられているフォトンカウンティング方式の検出器を用いるＸ線ＣＴ装置（フォトンカウンティングＣＴ）の開発が進められている。

フォトンカウンティングＣＴは、フォトンカウンティング方式の検出器により、被検体を透過したＸ線を検出する。具体的には、フォトンカウンティングＣＴは、フォトンカウンティング方式の検出器により被検体を透過したＸ線のエネルギー値を検出素子ごとにカウントする。これにより、フォトンカウンティングＣＴは、Ｘ線が透過した被検体の人体内組織を構成する元素を推定することが可能となるスペクトラムをＸ線投影データとして収集することができる。その結果、フォトンカウンティングＣＴは、元素レベルの違いが詳細に描出されたＸ線ＣＴ画像を再構成することができる。

ここで、フォトンカウンティングＣＴにおいても、Ｘ線ＣＴ画像の再構成を逐次近似法により行なうことが試みられている。しかし、上述したように、逐次近似法による画像再構成法は、演算時間がかかるため、Ｘ線ＣＴ画像を用いた検査の効率が悪くなる場合があった。

そこで、Ｘ線ＣＴ画像を用いた検査効率を向上するために、フォトンカウンティングＣＴであるＸ線ＣＴ装置は、上記した実施例１〜３にて説明した画像再構成方法を行なう。例えば、図３に示すＸ線検出部２２が、被検体Ｐを透過したＸ線を検出するフォトンカウンティング方式の検出器であり、図４に示すＣＴ画像再構成部４２ｃが逐次近似法によりＸ線ＣＴ画像を再構成する処理部であるとする。

かかる場合、図４に示す制御部４３は、ＯＳＥＭ法に用いられるパラメータ（イテレーション数およびサブセット数）やＭＬＥＭ法に用いられるパラメータ（イテレーション数）を、被検体Ｐの撮影部位に関する情報に応じて変更するようにＣＴ画像再構成部４２ｃを制御する。

被検体Ｐの撮影部位に関する情報は、例えば、実施例１で説明したように、被検体Ｐの撮影部位の優先度である。かかる場合、制御部４３は、ＣＴ用架台装置２により全身撮影される被検体Ｐの撮影部位ごとの優先度に応じて設定されたパラメータをＣＴ画像再構成部４２ｃに送信する。これにより、ＣＴ画像再構成部４２ｃは、被検体Ｐの撮影部位の優先度に応じて変更されたパラメータを用いて逐次近似法によりＸ線ＣＴ画像を再構成する。

或いは、被検体Ｐの撮影部位に関する情報は、例えば、実施例２で説明したように、Ｘ線検出部２２が検出したＸ線の計数結果である。かかる場合、制御部４３は、ＣＴ用架台装置２により全身撮影される被検体Ｐの撮影部位ごとに、例えば、Ｘ線検出部２２の出力数をカウントすることで、計数率を算出する。そして、制御部４３は、計数率が閾値以下である撮影部位に対しては、例えば、イテレーション数を最小イテレーション数として再構成処理を行なうようにＣＴ画像再構成部４２ｃを制御する。また、制御部４３は、計数率が閾値より大きい撮影部位に対しては、イテレーション数を最適イテレーション数に変更して再構成処理を行なうようにＣＴ画像再構成部４２ｃを制御する。

或いは、被検体Ｐの撮影部位に関する情報は、例えば、実施例３で説明したように、被検体Ｐを撮影した組織画像に含まれる当該被検体Ｐの大きさである。かかる場合の組織画像は、例えば、ＣＴ画像再構成部４２ｃが、逐次近似法の実行時にてＸ線投影データをＦＢＰ法により再構成した初期画像としてのＸ線ＣＴ画像である。

制御部４３は、初期画像をＣＴ画像再構成部４２ｃから取得して、取得した初期画像に含まれる被検体Ｐの面積を算出する。そして、制御部４３は、算出した面積と閾値とを比較して、比較結果からパラメータを決定する。そして、制御部４３は、面積が閾値以下である撮影部位に対しては、例えば、イテレーション数を最小イテレーション数として再構成処理を行なうようにＣＴ画像再構成部４２ｃを制御する。また、制御部４３は、面積が閾値より大きい撮影部位に対しては、イテレーション数を最適イテレーション数に変更して再構成処理を行なうようにＣＴ画像再構成部４２ｃを制御する。なお、組織画像は、例えば、ＭＲＩ装置で撮影された被検体ＰのＭＲＩ画像であっても良い。

なお、上記では、ＰＥＴ−ＣＴ装置を構成するＸ線ＣＴ装置が実施例１〜３にて説明した画像再構成方法を行なう場合について説明した。しかし、実施例１〜３にて説明した画像再構成方法は、Ｘ線ＣＴ装置単体で実行される場合であっても良い。

以上、説明したとおり、実施例１〜３によれば、医用画像を用いた検査効率を向上させることが可能となる。

本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。

１ ＰＥＴ用架台装置
１１ ＰＥＴ検出器
１１１ ＰＥＴ検出器モジュール
１１１ａ シンチレータ
１１１ｂ ライトガイド
１１１ｃ 光電子増倍管
１２ 同時計数回路
２ ＣＴ用架台装置
２１ Ｘ線管
２２ Ｘ線検出器
２３ データ収集部
３ 寝台
４ コンソール装置
４１ａ ガンマ線投影データ記憶部
４１ｂ ＰＥＴ画像再構成部
４２ａ Ｘ線投影データ記憶部
４２ｂ スキャノグラム生成部
４２ｃ ＣＴ画像再構成部
４３ 制御部
４４ 設定情報データ

Claims (9)

1. 放射線を検出する検出器と、
   前記検出器により検出された放射線に基づいて生成された投影データから、逐次近似法により医用画像を再構成する画像再構成部と、
   前記逐次近似法に用いられるパラメータを、被検体の撮影部位に関する情報に応じて変更するように前記画像再構成部を制御する制御部と、
   を備える医用画像診断装置。
2. 前記被検体の撮影部位に関する情報である前記被検体の撮影部位の優先度に応じて変更されたパラメータを記憶する記憶部をさらに備え、
   前記制御部は、前記被検体の撮影部位に対応するパラメータを前記記憶部から取得して、前記画像再構成部による画像再構成処理を制御する、請求項１に記載の医用画像診断装置。
3. 前記制御部は、前記被検体の撮影部位に関する情報である前記検出器が検出した放射線の計数結果に基づいて前記パラメータの変更処理を行なう、請求項１に記載の医用画像診断装置。
4. 前記制御部は、前記被検体の撮影部位に関する情報である前記被検体を撮影した組織画像に含まれる当該被検体の大きさに基づいて前記パラメータの変更処理を行なう、請求項１に記載の医用画像診断装置。
5. 前記パラメータは、前記逐次近似法において設定される繰り返し演算数である、請求項１に記載の医用画像診断装置。
6. 前記パラメータは、前記逐次近似法において設定される分割数および繰り返し演算数である、請求項１に記載の医用画像診断装置。
7. 前記検出部は、前記放射線として前記被検体に投与された核種が放出するガンマ線を検出し、
   前記画像再構成部は、前記検出器により検出されたガンマ線に基づいて生成された投影データから、逐次近似法により核医学画像を再構成する、請求項１に記載の医用画像診断装置。
8. 前記検出部は、前記放射線として前記被検体を透過したＸ線を検出し、
   前記画像再構成部は、前記検出器により検出されたＸ線に基づいて生成された投影データから、逐次近似法によりＸ線ＣＴ画像を再構成する、請求項１に記載の医用画像診断装置。
9. 検出器が、放射線を検出し、
   画像再構成部が、前記検出器により検出された放射線に基づいて生成された投影データから、逐次近似法により医用画像を再構成し、
   制御部が、前記逐次近似法に用いられるパラメータを、被検体の撮影部位に関する情報に応じて変更するように前記画像再構成部を制御する、
   ことを含む画像再構成方法。

Images