JP2013215472A - Radiation tomographic image generating apparatus, radiation tomographic apparatus, and radiation tomographic image generating program - Google Patents

Radiation tomographic image generating apparatus, radiation tomographic apparatus, and radiation tomographic image generating program Download PDF

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Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To provide a radiation tomographic image generating apparatus capable of easily acquiring a radiation tomographic image on which the image estimation of a truncation portion is performed almost without the need of the optimization of a parameter, and to provide a radiation tomographic apparatus and a radiation tomographic image generating program.SOLUTION: An X-ray CT image creating section 51 successively performs approximate image reconstruction using merely measured projection data in a reconstructed image region that includes a circular region set larger than a circular region whose diameter is the data width of the measured projection data. An image of a truncation portion can be estimated only with the complete measured projection data even when the measured projection data is truncated by setting the reconstructed image region to be large. The complete measured projection data have no error caused by having an estimated portion in projection data for generating a radiation tomographic image. Artifacts are thereby reduced with high matching properties between projection data.

Description

本発明は、医療用および異物検査等の産業用に使用され、放射線（Ｘ線およびγ線等）を検出して投影データを収集し、収集した投影データを画像再構成して放射線断層画像を生成する放射線断層画像生成装置、放射線断層撮影装置および放射線断層画像生成プログラムに関する。   INDUSTRIAL APPLICABILITY The present invention is used for medical purposes and industrial purposes such as foreign body inspection, detects radiation (X-rays, γ-rays, etc.), collects projection data, and reconstructs the collected projection data to reconstruct a radiation tomographic image. The present invention relates to a radiation tomographic image generation apparatus, a radiation tomography apparatus, and a radiation tomographic image generation program.

従来、この種の放射線断層撮影装置として、ＰＥＴ装置、ＳＰＥＣＴ装置、Ｘ線ＣＴ装置、ＰＥＴ／ＣＴ装置およびＳＰＥＣＴ／ＣＴ装置などがある（例えば、特許文献１参照）。これらの装置は、測定によって収集された図１４（ａ）に示す実測投影データ（サイノグラム）を画像再構成することで被検体の断層画像（図１４（ｂ））を取得している。   Conventionally, as this type of radiation tomography apparatus, there are a PET apparatus, a SPECT apparatus, an X-ray CT apparatus, a PET / CT apparatus, a SPECT / CT apparatus, and the like (for example, see Patent Document 1). These apparatuses acquire a tomographic image (FIG. 14B) of a subject by reconstructing an image of actual projection data (sinogram) shown in FIG. 14A collected by measurement.

しかしながら、被検体よりも撮影断面の有効視野（ＦＯＶ）が狭い場合には、被検体が有効視野をはみ出して欠ける、いわゆるトランケーションが生じる。なお、はみ出した部分をトランケーション部分とする。図１４（ｃ）は、トランケーションが生じた実測投影データ（サイノグラム）を示す図である。図１４（ｃ）中の破線とサイノグラムで囲まれた領域が符号２００に示すトランケーション部分である。このようなトランケーションした（被検体が欠けた）実測投影データをそのままの状態で画像再構成（例えばＭＬ−ＥＭ法）すると、図１４（ｄ）に示すように、生成された断層画像（再構成画像）の有効視野内の外端であって被検体がはみ出した領域付近にトランケーションアーチファクトが生じるという問題がある。   However, when the effective field of view (FOV) of the imaging section is narrower than the subject, so-called truncation occurs in which the subject protrudes from the effective field of view and is missing. Note that the protruding part is the truncation part. FIG. 14C is a diagram showing actually measured projection data (sinogram) in which truncation has occurred. A region surrounded by a broken line and a sinogram in FIG. When image reconstruction (for example, the ML-EM method) is performed on the truncated projection data (without the subject) as it is, the generated tomographic image (reconstruction) is obtained as shown in FIG. There is a problem that truncation artifacts occur near the outer edge of the image) in the effective field of view and in the vicinity of the area where the subject protrudes.

さらに、例えば、ＰＥＴ／ＣＴ装置やＳＰＥＣＴ／ＣＴ装置（ＣＴはトランスミッションＣＴを含む）等の複数の撮影システム（モダリティ）で構成される放射線断層撮影装置においては、一般的にＰＥＴ装置やＳＰＥＣＴ装置よりもＣＴ装置の撮影の有効視野が狭いことが知られている（例えば特許文献１、並びに非特許文献１および２参照）。そのため、ＣＴ画像をＰＥＴ装置やＳＰＥＣＴ装置の吸収補正に用いようとする場合には、Ｘ線ＣＴ画像に生じたトランケーションアーチファクトの影響が吸収補正後に画像再構成されたＰＥＴ画像にも与えてしまうこととなる。   Further, for example, in a radiation tomography apparatus including a plurality of imaging systems (modalities) such as a PET / CT apparatus and a SPECT / CT apparatus (CT includes a transmission CT), the PET apparatus and the SPECT apparatus are generally used. It is also known that the effective field of view of the CT apparatus is narrow (see, for example, Patent Document 1 and Non-Patent Documents 1 and 2). Therefore, when the CT image is to be used for the absorption correction of the PET apparatus or SPECT apparatus, the influence of the truncation artifact generated in the X-ray CT image is also given to the PET image reconstructed after the absorption correction. It becomes.

特開２０００−０２８７２８号公報JP 2000-028728 A

四月朔日聖一、ＰＥＴとＰＥＴ／ＣＴにおける減弱補正法の基礎と有用性（日本放射線技術学会雑誌、２００６）April 1st, Seiichi Akihito, Basic and usefulness of attenuation correction method in PET and PET / CT (Journal of Japanese Society of Radiological Technology, 2006) Thomas Beyer et al. Whole-body 18F-FDG PET/CT in the Presence of Truncation Artifacts (J Nucl Med 2006; 47:91-99.)Thomas Beyer et al. Whole-body 18F-FDG PET / CT in the Presence of Truncation Artifacts (J Nucl Med 2006; 47: 91-99.)

しかしながら、このような構成を有する従来例の場合には、次のような問題がある。
すなわち、トランケーションアーチファクトの発生は、トランケーション部分を推定することにより防止している。例えば特許文献１では、ＳＰＥＣＴ画像から被検体の体輪郭を抽出し、抽出した体輪郭を用いて楕円近似によりトランスミッションＣＴ投影データの総和値およびトランスミッションＣＴ像の重心からトランケーション部分を推定し、トランスミッションＣＴ投影データに２次式外挿することでトランケーション補正を行っている。この手法は、実用化されているものの、被検体境界位置の推定などにパラメータの最適化が必要であり、アルゴリズム的に煩雑さを含むものである。 However, the conventional example having such a configuration has the following problems.
That is, the generation of truncation artifacts is prevented by estimating the truncation part. For example, in Patent Document 1, a body contour of a subject is extracted from a SPECT image, a truncation portion is estimated from the total value of transmission CT projection data and the center of gravity of the transmission CT image by elliptic approximation using the extracted body contour, and transmission CT Truncation correction is performed by extrapolating the projection data to a quadratic equation. Although this method has been put to practical use, it requires optimization of parameters for estimation of the subject boundary position and the like, and involves a complicated algorithm.

本発明は、このような事情に鑑みてなされたものであって、パラメータの最適化をほとんど必要としなく、トランケーション部分の画像推定が行われた放射線断層画像を容易に取得することが可能な放射線断層画像生成装置、放射線断層撮影装置および放射線断層画像生成プログラムを提供することを目的とする。   The present invention has been made in view of such circumstances, and it is possible to easily acquire a radiation tomographic image in which image estimation of a truncation portion is performed with little need for parameter optimization. An object is to provide a tomographic image generation apparatus, a radiation tomography apparatus, and a radiation tomographic image generation program.

本発明は、このような目的を達成するために、次のような構成をとる。すなわち、本発明に係る放射線断層画像生成装置は、被検体に対して異なる複数の方向から収集された実測投影データに基づいて放射線断層画像を生成する放射線断層画像生成装置において、前記実測投影データのデータ幅を直径とする円形領域よりも広く設定された円形領域を含む再構成画像領域で、前記実測投影データのみを用いて逐次近似画像再構成を行う画像再構成部を備えていることを特徴とするものである。   In order to achieve such an object, the present invention has the following configuration. That is, the radiation tomographic image generation device according to the present invention is a radiation tomographic image generation device that generates a radiation tomographic image based on measured projection data collected from a plurality of different directions with respect to a subject. A reconstructed image area including a circular area set wider than a circular area having a data width as a diameter, and an image reconstructing unit that performs successive approximate image reconstruction using only the measured projection data. It is what.

本発明に係る放射線断層画像生成装置によれば、画像再構成部は、実測投影データのデータ幅を直径とする円形領域よりも広く設定された円形領域を含む再構成画像領域で、実測投影データのみを用いて逐次近似画像再構成を行っている。逐次近似画像再構成の再構成画像領域を広く設定することにより、実測投影データが、被検体Ｍが検出範囲からはみ出してトランケーションしている場合でも揃っている実測投影データのみでトランケーション部分の画像を推定することができる。揃っている実測投影データは、放射線断層画像を生成するための投影データに推定された部分を有することによる誤差が生じないので、投影データ間の整合性が高くアーチファクトを低減させることができる。したがって、パラメータの最適化などの設定をほとんど必要としなく、トランケーション部分の画像推定が行われた放射線断層画像を容易に取得することができる。   According to the radiation tomographic image generation device according to the present invention, the image reconstruction unit is a reconstructed image area including a circular area set wider than a circular area having the diameter of the data width of the actual measurement projection data. Is used to perform successive approximation image reconstruction. By setting a wide range of reconstructed image areas for successive approximation image reconstruction, the image of the truncation portion can be obtained with only the measured projection data that is obtained even when the measured projection data is truncated even when the subject M is out of the detection range. Can be estimated. Since the measured projection data that has been prepared does not cause an error due to having an estimated portion in the projection data for generating the radiation tomographic image, the consistency between the projection data is high and artifacts can be reduced. Therefore, it is possible to easily obtain a radiation tomographic image in which the image estimation of the truncation portion is performed with little setting such as parameter optimization.

また、本発明に係る放射線断層画像生成装置において、前記画像再構成部は、前記広く設定された円形領域を含む再構成画像領域の初期画像に、天板に対応する画素値を吸収係数とする先見情報を与えることが好ましい。これにより、逐次近似画像再構成の際に、天板に対応する画素値の精度を高めることができ、また、これに伴いトランケーション部分の画素値の精度を高めることができる。   Further, in the radiation tomographic image generation device according to the present invention, the image reconstruction unit uses, as an absorption coefficient, a pixel value corresponding to a top plate in the initial image of the reconstructed image region including the widely set circular region. It is preferable to provide foresight information. Thereby, the accuracy of the pixel value corresponding to the top plate can be increased during the successive approximation image reconstruction, and the accuracy of the pixel value of the truncation portion can be increased accordingly.

また、本発明に係る放射線断層画像生成装置において、前記画像再構成部は、前記広く設定された円形領域を含む再構成画像領域の初期画像に、天板内部に対応する画素値を０とする先見情報を与えることが好ましい。天板内部には被検体が配置されないので、初期画像の天板内部に対応する画素値を０として画像更新を行わないようにしている。これにより、トランケーション部分の画素値の精度を高めることができる。   In the radiation tomographic image generation device according to the present invention, the image reconstruction unit sets a pixel value corresponding to the inside of the top board to 0 in the initial image of the reconstructed image region including the widely set circular region. It is preferable to provide foresight information. Since no subject is arranged inside the top plate, the pixel value corresponding to the inside of the top plate of the initial image is set to 0 so that the image is not updated. Thereby, the precision of the pixel value of the truncation part can be improved.

また、本発明に係る放射線断層画像生成装置において、前記画像再構成部は、前記広く設定された円形領域を含む再構成画像領域の初期画像に、予め設定された天板位置よりも低い画素値を０とする先見情報を与えることが好ましい。天板より低い位置には被検体が配置されないので、初期画像の予め設定された天板位置よりも低い画素値を０として画像更新を行わないようにしている。これにより、トランケーション部分の画素値の精度を高めることができる。   Further, in the radiation tomographic image generation device according to the present invention, the image reconstruction unit includes a pixel value lower than a preset top position in an initial image of the reconstructed image region including the widely set circular region. It is preferable to provide foresight information in which is set to 0. Since the subject is not arranged at a position lower than the top plate, the pixel value lower than the preset top plate position of the initial image is set to 0 so that the image is not updated. Thereby, the precision of the pixel value of the truncation part can be improved.

また、本発明に係る放射線断層画像生成装置において、前記実測投影データは、実測トランスミッション投影データと実測エミッション投影データであり、前記画像再構成部は、実測トランスミッション投影データのデータ幅を直径とする円形領域よりも広く設定された円形領域を含む再構成画像領域で、前記実測トランスミッション投影データのみを用いて逐次近似画像再構成を行ってトランスミッション画像を生成するトランスミッション画像生成部であり、前記トランスミッション画像に基づいて求められた吸収補正用投影データを用いて実測エミッション投影データに対して吸収補正を行う吸収補正部と、前記吸収補正部で吸収補正された前記実測エミッション投影データに基づいて画像再構成を行ってエミッション画像を生成するエミッション画像生成部と、をさらに備えていることが好ましい。これにより、トランケーション部分の画像が推定されたトランスミッション画像に基づいて、吸収補正部は、実測エミッション投影データを吸収補正している。そのため、トランスミッション画像のトランケーション部分に起因するエミッション画像のアーチファクトを低減させることができる。   In the radiation tomographic image generation device according to the present invention, the measured projection data is measured transmission projection data and measured emission projection data, and the image reconstruction unit is a circle whose diameter is the data width of the measured transmission projection data. A transmission image generation unit that generates a transmission image by performing successive approximation image reconstruction using only the actually measured transmission projection data in a reconstructed image region including a circular region set wider than the region; An absorption correction unit that performs absorption correction on the measured emission projection data using the absorption correction projection data obtained based on the image, and image reconstruction based on the measured emission projection data that has been absorption corrected by the absorption correction unit Go to generate emission images Preferably further includes a transmission image generating unit. Thereby, based on the transmission image in which the image of the truncation portion is estimated, the absorption correction unit absorbs and corrects the actually measured emission projection data. Therefore, it is possible to reduce the artifact of the emission image due to the truncation part of the transmission image.

また、本発明に係る放射線断層画像生成装置において、前記エミッション画像生成部は、前記吸収補正部で吸収補正された実測エミッション投影データのデータ幅を直径とする円形領域よりも広く設定された円形領域を含む再構成画像領域で、前記吸収補正部で吸収補正された実測エミッション投影データのみを用いて逐次近似画像再構成を行ってエミッション画像を生成することが好ましい。これにより、吸収補正部で吸収補正された実測エミッション投影データが、被検体Ｍが検出範囲からはみ出してトランケーションしている場合でも揃っている実測エミッション投影データのみでトランケーション部分の画像を推定することができる。   Further, in the radiation tomographic image generation device according to the present invention, the emission image generation unit has a circular area set wider than a circular area whose diameter is the data width of the measured emission projection data subjected to the absorption correction by the absorption correction unit. In the reconstructed image area including the image, it is preferable to perform successive approximate image reconstruction using only the actually measured emission projection data that has been subjected to the absorption correction by the absorption correction unit to generate an emission image. As a result, the image of the truncation portion can be estimated only by the actually measured emission projection data that is obtained even when the subject M is out of the detection range and is truncated when the actual emission projection data subjected to the absorption correction by the absorption correction unit. it can.

また、本発明に係る放射線断層画像生成装置において、前記実測投影データは、実測トランスミッション投影データと実測エミッション投影データであり、前記画像再構成部は、実測トランスミッション投影データのデータ幅を直径とする円形領域よりも広く設定された円形領域を含む再構成画像領域で、前記実測トランスミッション投影データのみを用いて逐次近似画像再構成を行ってトランスミッション画像を生成するトランスミッション画像生成部であり、前記実測エミッション投影データに基づいて前記トランスミッション画像を利用した逐次近似画像再構成を行ってエミッション画像を生成するエミッション画像生成部と、をさらに備えていることが好ましい。これにより、トランケーション部分の画像が推定されたトランスミッション画像を利用した逐次近似画像再構成を行うことにより、エミッション画像生成部は、吸収補正とエミッション画像の生成を行っている。そのため、トランスミッション画像のトランケーション部分に起因するエミッション画像のアーチファクトを低減させることができる。   In the radiation tomographic image generation device according to the present invention, the measured projection data is measured transmission projection data and measured emission projection data, and the image reconstruction unit is a circle whose diameter is the data width of the measured transmission projection data. A transmission image generation unit configured to generate a transmission image by performing successive approximation image reconstruction using only the measured transmission projection data in a reconstructed image region including a circular region set wider than the region, and the measured emission projection It is preferable to further include an emission image generation unit that generates an emission image by performing successive approximation image reconstruction using the transmission image based on data. Accordingly, the emission image generation unit performs absorption correction and emission image generation by performing successive approximation image reconstruction using the transmission image in which the image of the truncation portion is estimated. Therefore, it is possible to reduce the artifact of the emission image due to the truncation part of the transmission image.

また、本発明に係る放射線断層画像生成装置において、前記エミッション画像生成部は、実測エミッション投影データのデータ幅を直径とする円形領域よりも広く設定された円形領域を含む再構成画像領域で、前記実測エミッション投影データのみを用いて前記トランスミッション画像を利用した逐次近似画像再構成を行ってエミッション画像を生成することが好ましい。これにより、実測エミッション投影データが、被検体Ｍが検出範囲からはみ出してトランケーションしている場合でも揃っている実測エミッション投影データのみでトランケーション部分の画像を推定することができる。また、吸収補正も行うことができる。   Further, in the radiation tomographic image generation device according to the present invention, the emission image generation unit is a reconstructed image area including a circular area set wider than a circular area having a data width of measured emission projection data as a diameter. It is preferable to generate an emission image by performing successive approximation image reconstruction using the transmission image using only measured emission projection data. As a result, even when the measured emission projection data is truncated when the subject M is out of the detection range, the image of the truncation portion can be estimated only by the measured emission projection data. Absorption correction can also be performed.

また、本発明に係る放射線断層画像生成装置の一例において、前記放射線断層画像は、エミッション画像またはトランスミッション画像であることである。エミッション画像またはトランスミッション画像の放射線断層画像を生成する際に、実測投影データがトランケーションしている場合でも揃っている実測投影データのみでトランケーション部分の画像を推定することができる。   In the example of the radiation tomographic image generation apparatus according to the present invention, the radiation tomographic image is an emission image or a transmission image. When generating a radiation tomographic image of an emission image or a transmission image, an image of a truncation portion can be estimated using only the measured projection data that is available even when the measured projection data is truncated.

また、本発明に係る放射線断層画像生成装置の一例において、前記実測投影データは、複数の放射線検出器により収集されたものであることである。例えば、検出範囲の大きさが異なる場合でも、揃っている実測投影データのみで画像を推定することができる。   In the example of the radiation tomographic image generation apparatus according to the present invention, the actual projection data is collected by a plurality of radiation detectors. For example, even when the sizes of the detection ranges are different, it is possible to estimate an image using only the measured projection data that is available.

また、本発明に係る放射線断層撮影装置は、放射線断層画像を生成する放射線断層撮影装置であって、被検体に対して異なる複数の方向から実測投影データを収集するデータ収集部と、前記実測投影データのデータ幅を直径とする円形領域よりも広く設定された円形領域を含む再構成画像領域で、前記実測投影データのみを用いて逐次近似画像再構成を行う画像再構成部と、を備えていることを特徴とするものである。   The radiation tomography apparatus according to the present invention is a radiation tomography apparatus that generates a radiation tomographic image, the data collection unit collecting actual projection data from a plurality of different directions with respect to a subject, and the actual projection An image reconstruction unit that performs successive approximation image reconstruction using only the measured projection data in a reconstructed image region including a circular region set wider than a circular region having a data data diameter as a diameter. It is characterized by being.

本発明に係る放射線断層撮影装置によれば、データ収集部は、被検体に対して異なる複数の方向から実測投影データを収集する。画像再構成部は、実測投影データのデータ幅を直径とする円形領域よりも広く設定された円形領域を含む再構成画像領域で、実測投影データのみを用いて逐次近似画像再構成を行っている。逐次近似画像再構成の再構成画像領域を広く設定することにより、実測投影データが、被検体Ｍが検出範囲からはみ出してトランケーションしている場合でも揃っている実測投影データのみでトランケーション部分の画像を推定することができる。揃っている実測投影データは、放射線断層画像を生成するための投影データに推定された部分を有することによる誤差が生じないので、投影データ間の整合性が高くアーチファクトを低減させることができる。したがって、パラメータの最適化などの設定をほとんど必要としなく、トランケーション部分の画像推定が行われた放射線断層画像を容易に取得することができる。   According to the radiation tomography apparatus according to the present invention, the data collection unit collects measured projection data from a plurality of different directions with respect to the subject. The image reconstruction unit reconstructs successive approximate images using only the measured projection data in the reconstructed image region including the circular region set wider than the circular region whose diameter is the data width of the measured projection data. . By setting a wide range of reconstructed image areas for successive approximation image reconstruction, the image of the truncation portion can be obtained with only the measured projection data that is obtained even when the measured projection data is truncated even when the subject M is out of the detection range. Can be estimated. Since the measured projection data that has been prepared does not cause an error due to having an estimated portion in the projection data for generating the radiation tomographic image, the consistency between the projection data is high and artifacts can be reduced. Therefore, it is possible to easily obtain a radiation tomographic image in which the image estimation of the truncation portion is performed with little setting such as parameter optimization.

また、本発明に係る放射線断層画像生成プログラムは、被検体に対して異なる複数の方向から収集された実測投影データに基づいて放射線断層画像を生成する処理をコンピュータに実行させるための放射線断層画像生成プログラムであって、前記実測投影データのデータ幅を直径とする円形領域よりも広く設定された円形領域を含む再構成画像領域で、前記実測投影データのみを用いて逐次近似画像再構成を行う工程を備えていることを特徴とするものである。   Further, the radiation tomographic image generation program according to the present invention is a radiation tomographic image generation for causing a computer to execute a process of generating a radiation tomographic image based on measured projection data collected from a plurality of different directions with respect to a subject. A step of performing successive approximation image reconstruction using only the measured projection data in a reconstructed image area including a circular area set wider than a circular area whose diameter is the data width of the measured projection data. It is characterized by having.

本発明に係る放射線断層画像生成プログラムによれば、実測投影データのデータ幅を直径とする円形領域よりも広く設定された円形領域を含む再構成画像領域で、実測投影データのみを用いて逐次近似画像再構成を行っている。逐次近似画像再構成の再構成画像領域を広く設定することにより、実測投影データが、被検体Ｍが検出範囲からはみ出してトランケーションしている場合でも揃っている実測投影データのみでトランケーション部分の画像を推定することができる。揃っている実測投影データは、放射線断層画像を生成するための投影データに推定された部分を有することによる誤差が生じないので、投影データ間の整合性が高くアーチファクトを低減させることができる。したがって、パラメータの最適化などの設定をほとんど必要としなく、トランケーション部分の画像推定が行われた放射線断層画像を容易に取得することができる。   According to the radiation tomographic image generation program according to the present invention, a reconstructed image area including a circular area set wider than a circular area whose diameter is the data width of the measured projection data, and sequentially approximates using only the measured projection data. Image reconstruction is performed. By setting a wide range of reconstructed image areas for successive approximation image reconstruction, the image of the truncation portion can be obtained with only the measured projection data that is obtained even when the measured projection data is truncated even when the subject M is out of the detection range. Can be estimated. Since the measured projection data that has been prepared does not cause an error due to having an estimated portion in the projection data for generating the radiation tomographic image, the consistency between the projection data is high and artifacts can be reduced. Therefore, it is possible to easily obtain a radiation tomographic image in which the image estimation of the truncation portion is performed with little setting such as parameter optimization.

本発明に係る放射線断層画像生成装置、放射線断層撮影装置および放射線断層画像生成プログラムによれば、実測投影データのデータ幅を直径とする円形領域よりも広く設定された円形領域を含む再構成画像領域で、実測投影データのみを用いて逐次近似画像再構成を行っている。逐次近似画像再構成の再構成画像領域を広く設定することにより、実測投影データが、被検体Ｍが検出範囲からはみ出してトランケーションしている場合でも揃っている実測投影データのみでトランケーション部分の画像を推定することができる。揃っている実測投影データは、放射線断層画像を生成するための投影データに推定された部分を有することによる誤差が生じないので、投影データ間の整合性が高くアーチファクトを低減させることができる。したがって、パラメータの最適化などの設定をほとんど必要としなく、トランケーション部分の画像推定が行われた放射線断層画像を容易に取得することができる。   According to the radiation tomographic image generation device, the radiation tomography apparatus, and the radiation tomographic image generation program according to the present invention, a reconstructed image region including a circular region that is set wider than a circular region whose diameter is the data width of measured projection data Thus, successive approximate image reconstruction is performed using only the actually measured projection data. By setting a wide range of reconstructed image areas for successive approximation image reconstruction, the image of the truncation portion can be obtained with only the measured projection data that is obtained even when the measured projection data is truncated even when the subject M is out of the detection range. Can be estimated. Since the measured projection data that has been prepared does not cause an error due to having an estimated portion in the projection data for generating the radiation tomographic image, the consistency between the projection data is high and artifacts can be reduced. Therefore, it is possible to easily obtain a radiation tomographic image in which the image estimation of the truncation portion is performed with little setting such as parameter optimization.

実施例１に係るＰＥＴ／ＣＴ装置の構成を示すブロック図である。1 is a block diagram illustrating a configuration of a PET / CT apparatus according to a first embodiment. 被検体が撮影範囲からはみ出していることの説明に供する図である。It is a figure where it uses for description that the subject has protruded from the imaging | photography range. 実測投影データ（サイノグラム）の一例を示す図である。It is a figure which shows an example of measurement projection data (sinogram). 逐次近似画像再構成の説明に供する図である。It is a figure where it uses for description of a successive approximation image reconstruction. 実測投影データのデータ幅を直径とする円形領域よりも広く設定された円形領域を含む再構成画像領域の説明に供する図である。It is a figure used for description of the reconstruction image area | region containing the circular area | region set wider than the circular area | region which uses the data width of measurement projection data as a diameter. （ａ）〜（ｄ）は実測投影データのみを用いた逐次近似画像再構成の説明に供する図である。(A)-(d) is a figure where it uses for description of a successive approximation image reconstruction using only measurement projection data. 実施例に係るＰＥＴ／ＣＴ装置（放射線断層撮影装置）の動作を示すフローチャートである。It is a flowchart which shows operation | movement of the PET / CT apparatus (radiation tomography apparatus) which concerns on an Example. （ａ）〜（ｄ）は実施例２に係る逐次近似画像再構成の初期画像の説明に供する図である。(A)-(d) is a figure where it uses for description of the initial image of the successive approximation image reconstruction which concerns on Example 2. FIG. 実施例３に係るＰＥＴ／ＣＴ装置の構成を示すブロック図である。FIG. 6 is a block diagram illustrating a configuration of a PET / CT apparatus according to a third embodiment. 実施例４に係るＳＰＥＣＴ／ＣＴ装置の構成を示すブロック図である。It is a block diagram which shows the structure of the SPECT / CT apparatus which concerns on Example 4. FIG. 実施例４に係るＳＰＥＣＴ装置の構成を示すブロック図である。It is a block diagram which shows the structure of the SPECT apparatus which concerns on Example 4. FIG. 変形例に係る放射線断層撮影装置の構成を示す図である。It is a figure which shows the structure of the radiation tomography apparatus which concerns on a modification. （ａ）は変形例に係る放射線断層撮影装置の構成を示し、（ｂ）は（ａ）で収集した実測投影データ（サイノグラム）の一例を示す図である。(A) shows the structure of the radiation tomography apparatus which concerns on a modification, (b) is a figure which shows an example of the measurement projection data (sinogram) collected by (a). （ａ）〜（ｄ）は、トランケーションアーチファクトの説明に供する図である。(A)-(d) is a figure where it uses for description of truncation artifact.

以下、図面を参照して本発明の実施例１を説明する。図１は、実施例１に係るＰＥＴ／ＣＴ装置の構成を示すブロック図であり、図２は、被検体が撮影範囲からはみ出していることの説明に供する図である。図３は、実測投影データ（サイノグラム）の一例を示す図であり、図４は、逐次近似画像再構成の説明に供する図である。図５は、実測投影データのデータ幅を直径とする円形領域よりも広く設定された円形領域を含む再構成画像領域の説明に供する図である。本実施例では、放射線断層撮影装置として、ＰＥＴ装置とＸ線ＣＴ装置とを組み合わせたＰＥＴ／ＣＴ装置を一例に説明する。   Embodiment 1 of the present invention will be described below with reference to the drawings. FIG. 1 is a block diagram illustrating the configuration of the PET / CT apparatus according to the first embodiment, and FIG. 2 is a diagram for explaining that the subject protrudes from the imaging range. FIG. 3 is a diagram showing an example of measured projection data (sinogram), and FIG. 4 is a diagram for explaining the successive approximation image reconstruction. FIG. 5 is a diagram for explaining a reconstructed image area including a circular area set wider than a circular area whose diameter is the data width of measured projection data. In this embodiment, as a radiation tomography apparatus, a PET / CT apparatus in which a PET apparatus and an X-ray CT apparatus are combined will be described as an example.

図１を参照する。ＰＥＴ／ＣＴ装置１は、ベッド装置２を備えている。ベッド装置２は、被検体Ｍを載置する天板２ａを上下に昇降移動させ、また、被検体Ｍの体軸に沿って平行移動させるように構成されている。ＰＥＴ／ＣＴ装置１は、天板２ａに載置された被検体Ｍを診断するＰＥＴ装置３およびＸ線ＣＴ装置４を備えている。   Please refer to FIG. The PET / CT apparatus 1 includes a bed apparatus 2. The bed apparatus 2 is configured to move the top plate 2a on which the subject M is placed up and down, and to translate it along the body axis of the subject M. The PET / CT apparatus 1 includes a PET apparatus 3 and an X-ray CT apparatus 4 for diagnosing a subject M placed on the top 2a.

ＰＥＴ装置３は、開口部３１ａを有したガントリ３１と、被検体Ｍから放射したγ線対を検出するγ線検出器３２とを備えている。γ線検出器３２は、開口部３１ａ、すなわち、被検体Ｍの体軸周りを取り囲むようにしてリング状に構成され、ガントリ３１内に収容されている。   The PET apparatus 3 includes a gantry 31 having an opening 31a and a γ-ray detector 32 that detects a γ-ray pair emitted from the subject M. The γ-ray detector 32 is configured in a ring shape so as to surround the opening 31 a, that is, around the body axis of the subject M, and is accommodated in the gantry 31.

γ線検出器３２は、例えば、シンチレータブロックとライトガイドと光電子増倍管（ＰＭＴ）とを備えている（いずれも図示しない）。シンチレータブロックは、複数個のシンチレータからなり、放射性薬剤が投与された被検体Ｍから放射したγ線を光に変換する。変換された光は、ライトガイドにより案内され、光電子増倍管により光電変換されて電気信号として出力される。   The γ-ray detector 32 includes, for example, a scintillator block, a light guide, and a photomultiplier tube (PMT) (all not shown). The scintillator block is composed of a plurality of scintillators, and converts γ rays emitted from the subject M to which the radiopharmaceutical is administered into light. The converted light is guided by a light guide, photoelectrically converted by a photomultiplier tube, and output as an electrical signal.

ＰＥＴデータ収集部３６は、図示しない同時計数回路等を備えている。ＰＥＴデータ収集部３６は、γ線検出器３２で検出されたγ線に基づいてＰＥＴデータ（エミッションデータ）、すなわち実際に測定された実測ＰＥＴ投影データを収集する。実測ＰＥＴ投影データは、被検体Ｍに対して異なる複数の方向から収集される。また、実測ＰＥＴ投影データは、収集した方向の順番に並べられてサイノグラムの形式にされる。   The PET data collection unit 36 includes a coincidence circuit (not shown) and the like. The PET data collection unit 36 collects PET data (emission data) based on the γ rays detected by the γ ray detector 32, that is, actually measured actual PET projection data. The actually measured PET projection data is collected from a plurality of different directions with respect to the subject M. In addition, the measured PET projection data is arranged in the order of the collected directions and is in the form of a sinogram.

一方、Ｘ線ＣＴ装置４は、開口部４１ａを有したガントリ４１を備えている。ガントリ４１内には、被検体Ｍに向けてＸ線を照射するＸ線管４２と、被検体Ｍを透過したＸ線を検出するＸ線検出器４３とが設けられている。Ｘ線管４２とＸ線検出器４３は対向配置されており、開口部４１ａ内に配置された被検体Ｍの体軸を中心に、Ｘ線管４２とＸ線検出器４３とが一体となって回転するように構成されている。Ｘ線管４２は、ファン状のＸ線（ファンビーム）を照射する。Ｘ線検出器４３は、円弧状（図２）の検出面を有して構成されるが、それ以外、例えば、フラットパネル型Ｘ線検出器（ＦＰＤ）であってもよい。   On the other hand, the X-ray CT apparatus 4 includes a gantry 41 having an opening 41a. In the gantry 41, an X-ray tube 42 for irradiating the subject M with X-rays and an X-ray detector 43 for detecting X-rays transmitted through the subject M are provided. The X-ray tube 42 and the X-ray detector 43 are disposed to face each other, and the X-ray tube 42 and the X-ray detector 43 are integrated with each other around the body axis of the subject M disposed in the opening 41a. Are configured to rotate. The X-ray tube 42 emits fan-shaped X-rays (fan beam). The X-ray detector 43 has an arc-shaped (FIG. 2) detection surface, but may be a flat panel X-ray detector (FPD), for example.

Ｘ線管４２は、Ｘ線管制御部４４によりＸ線照射に必要な制御が実行される。Ｘ線管制御部４４は、Ｘ線管４２の管電圧や管電流を発生させる高電圧発生部４５を有している。Ｘ線管制御部４４は、管電圧や管電流や照射時間等のＸ線照射条件に応じてＸ線管４２からＸ線を照射する。   The X-ray tube 42 is controlled by the X-ray tube control unit 44 for the X-ray irradiation. The X-ray tube control unit 44 has a high voltage generation unit 45 that generates the tube voltage and tube current of the X-ray tube 42. The X-ray tube control unit 44 emits X-rays from the X-ray tube 42 according to X-ray irradiation conditions such as tube voltage, tube current, and irradiation time.

Ｘ線ＣＴデータ収集部４６は、Ｘ線検出器４３で検出されたＸ線に基づいてＸ線ＣＴデータ（トランスミッションデータ）、すなわち、実際に測定された実測ＣＴ投影データを収集する。実測ＣＴ投影データは、図２に示すように、被検体Ｍに対して異なる複数の方向から収集される。また、実測ＰＥＴ投影データは、図３に示すように、収集した方向の順番に並べられてサイノグラム７０の形式にされる。なお、ある方向の実測ＣＴ投影データを符号７０ａに示す。また、サイノグラム７０の縦軸は、３６０°に限らず、例えば１８０°であってもよい。実測ＣＴ投影データは、検出されたＸ線強度と被検体Ｍが無いときのＸ線強度の比の対数をとって、吸収係数μ（ｃｍ−１）の投影データに処理される。なお、ファンビームの実測ＣＴ投影データは、パラレルビームの実測ＣＴ投影データに変換される。 The X-ray CT data collecting unit 46 collects X-ray CT data (transmission data) based on the X-rays detected by the X-ray detector 43, that is, actually measured actual CT projection data. The measured CT projection data is collected from a plurality of different directions with respect to the subject M as shown in FIG. In addition, the measured PET projection data is arranged in the order of the collected directions as shown in FIG. Note that the measured CT projection data in a certain direction is indicated by reference numeral 70a. Further, the vertical axis of the sinogram 70 is not limited to 360 °, and may be 180 °, for example. The measured CT projection data is processed into projection data with an absorption coefficient μ (cm −1 ) by taking the logarithm of the ratio of the detected X-ray intensity and the X-ray intensity when there is no subject M. The fan beam actual CT projection data is converted into parallel beam actual CT projection data.

本実施例では、図２に示すように、被検体Ｍは、Ｘ線検出器４３の有効視野、すなわち検出範囲からはみ出して配置されているものとする。そのため、Ｘ線ＣＴデータ収集部４６には、被検体Ｍが検出範囲からはみ出して被検体Ｍが欠けているトランケーションした実測ＣＴ投影データが収集される（図３）。   In this embodiment, as shown in FIG. 2, it is assumed that the subject M is disposed so as to protrude from the effective visual field of the X-ray detector 43, that is, from the detection range. Therefore, the X-ray CT data collection unit 46 collects the measured CT projection data obtained by truncation where the subject M is out of the detection range and the subject M is missing (FIG. 3).

ＰＥＴデータ収集部３６で収集された実測ＰＥＴ投影データ、およびＸ線ＣＴデータ収集部４６で収集された実測ＣＴ投影データは、断層画像生成部５に転送される。図１に戻る。断層画像生成部５は、Ｘ線ＣＴ画像生成部５１、吸収係数マップ変換部５２、補正用投影データ生成部５３、吸収補正部５４、ＰＥＴ画像生成部５５および重ね合わせ部５６を備えている。なお、断層画像生成部５は、本発明の放射線断層画像生成装置に相当し、Ｘ線ＣＴ画像生成部５１は、本発明の画像再構成部に相当する。実測ＰＥＴ投影データは、本発明の実測エミッション投影データおよび実測投影データに相当する。実測ＣＴ投影データは、本発明の実測トランスミッション投影データおよび実測投影データに相当する。   The actually measured PET projection data collected by the PET data collecting unit 36 and the actually measured CT projection data collected by the X-ray CT data collecting unit 46 are transferred to the tomographic image generating unit 5. Returning to FIG. The tomographic image generation unit 5 includes an X-ray CT image generation unit 51, an absorption coefficient map conversion unit 52, a correction projection data generation unit 53, an absorption correction unit 54, a PET image generation unit 55, and an overlay unit 56. The tomographic image generation unit 5 corresponds to the radiation tomographic image generation apparatus of the present invention, and the X-ray CT image generation unit 51 corresponds to the image reconstruction unit of the present invention. The actually measured PET projection data corresponds to the actually measured emission projection data and the actually measured projection data of the present invention. The measured CT projection data corresponds to the measured transmission projection data and the measured projection data of the present invention.

Ｘ線ＣＴ画像生成部５１は、実測ＣＴ投影データを逐次近似法による画像再構成（逐次近似画像再構成）を行ってＸ線ＣＴ画像を生成する。逐次近似法による画像再構成は、例えばＭＬ−ＥＭ（maximum likelihood - expectation maximization）法により行われる。ＭＬ−ＥＭ法による画像再構成の計算式を下記の式（１）に示す。但し、式（１）はエミッション画像再構成などの放射型画像再構成を示しており、Ｘ線ＣＴ画像再構成やトランスミッション画像再構成などの透過型画像再構成においては、実測投影データや検出確率に対数変換等の処理が加わる場合がある。   The X-ray CT image generation unit 51 generates an X-ray CT image by performing image reconstruction (sequential approximation image reconstruction) on the measured CT projection data by a successive approximation method. Image reconstruction by the successive approximation method is performed by, for example, an ML-EM (maximum likelihood-expectation maximization) method. The calculation formula for image reconstruction by the ML-EM method is shown in the following formula (1). However, Equation (1) shows a radiation image reconstruction such as an emission image reconstruction. In a transmission image reconstruction such as an X-ray CT image reconstruction and a transmission image reconstruction, the measured projection data and the detection probability In some cases, logarithmic conversion or the like is added to the.

Figure 2013215472
λｊ （ｋ＋１）：ｋ＋１回目の再構成画像
λｊ （ｋ）：ｋ回目の再構成画像
Σｊ′＝１ ｍａｉｊ′λｊ′ （ｋ）：順投影
Σｉ＝１ ｎ〔（ｙｉａｉｊ）／（Σｊ′＝１ ｍａｉｊ′λｊ′ （ｋ））〕：逆投影
Σｉ＝１ ｎａｉｊ：検出確率ａｉｊの総和
ｙｉ：実測投影データ
ｉ：実測投影データの画素（１〜ｎまでの通し番号が付され、ｎはＸ線検出器の一列のＸ線検出素子数×投影方向数で算出される）
ｊ：再構成画像の画素（１〜ｍまでの通し番号が付される）
Figure 2013215472
 λ j (k + 1): k + 1 -th reconstructed image λ j (k): k-th reconstructed image Σ j '= 1 m a ij ' λ j '(k): the forward projection Σ i = 1 n [(y i a ij ) / (Σ j ′ = 1 m a ij ′ λ j ′ (k) )]: Back projection Σ i = 1 n a ij : Sum of detection probabilities a ij y i : Actual projection data i: Actual projection Data pixels (serial numbers from 1 to n are assigned, where n is calculated by the number of X-ray detection elements in a row of X-ray detectors x the number of projection directions)
j: Reconstructed image pixels (serial numbers from 1 to m are given)

ＭＬ−ＥＭ法による画像再構成を上述の式（１）および図４を参照して説明する。すなわち、式（１）に基づき、次の手順で再構成画像λｊの各画素ｊの更新が行われる。まず、再構成画像λｊ (k)の各画素ｊの初期値を仮定する。例えば、全ての画素ｊの初期値をλｊ (k)＝１とする。次に、再構成画像λｊ (k)（λｊ′ (k)）からの順投影により投影データを算出する。なお、この算出された投影データを算出投影データと呼ぶこととする。実測投影データｙｉと算出投影データとの比を計算する。この実測投影データｙｉと算出投影データとの比を逆投影する。逆投影された値を検出確率の総和Σｉ＝１ ｎａｉｊで規格化し、再構成画像λｊ （ｋ）を乗算して再構成画像λｊ （ｋ＋１）を計算する。なお、再構成画像λｊの各画素ｊの更新を予め設定された回数を繰り返し行うときは、計算されたλｊ （ｋ＋１）をλｊ （ｋ）とし、順投影により算出投影データを算出する工程に戻る。 Image reconstruction by the ML-EM method will be described with reference to the above-described equation (1) and FIG. That is, based on equation (1), updating of each pixel j in the reconstructed image lambda j is performed in the following procedure. First, an initial value of each pixel j of the reconstructed image λ j (k) is assumed. For example, the initial value of all the pixels j is set to λ j (k) = 1. Next, projection data is calculated by forward projection from the reconstructed image λ j (k) (λ j ′ (k) ). The calculated projection data is referred to as calculated projection data. The ratio between the measured projection data y i and the calculated projection data is calculated. The ratio between the actually measured projection data y i and the calculated projection data is back projected. Backprojected values normalized by the sum Σ i = 1 n a ij of detection probability, multiplied by the reconstructed image lambda j (k) to calculate the reconstructed image λ j (k + 1) and. When updating each pixel j of the reconstructed image λ j repeatedly for a preset number of times, the calculated projection data is calculated by forward projection with the calculated λ j (k + 1) as λ j (k). Return to the process.

Ｘ線ＣＴ画像生成部５１の再構成画像領域は、実測ＣＴ投影データのデータ幅（データ画素数）を直径とする円形領域よりも広く設定された円形領域を含んで構成される。すなわち、図５に示すように、実測ＣＴ投影データ７１のデータ幅７２を直径とする円形領域（有効視野）を符号７３ａで示し、円形領域７３ａを含む正方形の再構成画像領域を符号７３で示す。一方、円形領域７３ａよりも広く設定された円形領域（有効視野）を符号７４ａで示し、円形領域７４ａを含む正方形の再構成画像領域を符号７４で示す。なお、再構成画像領域７４は、正方形に限定されず、例えば矩形であってもよい。   The reconstructed image area of the X-ray CT image generation unit 51 is configured to include a circular area that is set wider than a circular area whose diameter is the data width (number of data pixels) of measured CT projection data. That is, as shown in FIG. 5, a circular area (effective field of view) having the data width 72 of the measured CT projection data 71 as a diameter is indicated by reference numeral 73a, and a square reconstructed image area including the circular area 73a is indicated by reference numeral 73. . On the other hand, a circular area (effective field of view) set wider than the circular area 73a is indicated by reference numeral 74a, and a square reconstructed image area including the circular area 74a is indicated by reference numeral 74. The reconstructed image area 74 is not limited to a square, and may be a rectangle, for example.

広く設定された円形領域７４ａは、被検体Ｍのはみ出し部が無いように設定され、例えばＰＥＴ装置３の有効視野と同じ大きさ（例えば直径６０ｃｍ程度）に設定してもよい。再構成画像領域７３，７４の中心位置７５は、ほぼ同じ位置である。また、各方向の実測ＣＴ投影データ７１のデータ幅７２の中心線７６は、中心位置７５を通るようになっている。   The circular region 74a that is set widely is set so that there is no protruding portion of the subject M, and may be set to the same size as the effective visual field of the PET apparatus 3, for example, about 60 cm in diameter. The center positions 75 of the reconstructed image areas 73 and 74 are substantially the same position. Further, the center line 76 of the data width 72 of the measured CT projection data 71 in each direction passes through the center position 75.

Ｘ線ＣＴ画像生成部５１は、実測ＣＴ投影データ７１のデータ幅７２を直径とする円形領域７３ａよりも広く設定された円形領域７４ａを含む再構成画像領域７４で、実測ＣＴ投影データ７１のみを用いてＭＬ−ＥＭ法による画像再構成を行ってＸ線ＣＴ画像を生成する。実測ＣＴ投影データ７１のみとは、収集されて揃っている実測ＣＴ投影データ７１のことであり、トランケーション部分を推定した投影データを含まないこととする。   The X-ray CT image generation unit 51 is a reconstructed image region 74 including a circular region 74a set wider than a circular region 73a having a data width 72 of the measured CT projection data 71 as a diameter, and only the measured CT projection data 71 is obtained. An X-ray CT image is generated by performing image reconstruction using the ML-EM method. Only the measured CT projection data 71 is collected and collected measured CT projection data 71, and does not include projection data in which a truncation portion is estimated.

図６（ａ）〜図６（ｄ）は、実測投影データのみを用いたＭＬ−ＥＭ法による画像再構成の説明に供する図である。図６（ａ）において、実測ＣＴ投影データ７１を、そのデータ幅７２で投影方向に反映させる。すなわち、実測ＣＴ投影データ７１を、円形領域７３ａと、図６（ａ）中の斜線で示した領域７４ｂとに反映するようにする。具体的には、例えば、まず、実測ＣＴ投影データ７１と同じ投影方向であって、実測ＣＴ投影データ７１と同じデータ幅の算出投影データを再構成画像領域７４から算出する。そして、上述の式（１）の説明のように、算出投影データと実測ＣＴ投影データとの比を求めて比較する。なお、領域７４ｂは、実測ＣＴ投影データ７１と同じ投影（逆投影）方向であって、実測ＣＴ投影データ７１と同じデータ幅で限定される領域であり、円形領域７３ａの外側の領域である。また、算出投影データのデータ幅が広く設定された再構成画像領域７４であるときは、実測ＣＴ投影データがある部分のみ反映させるようにする。   FIGS. 6A to 6D are diagrams for explaining image reconstruction by the ML-EM method using only measured projection data. In FIG. 6A, the actual CT projection data 71 is reflected in the projection direction with the data width 72. That is, the measured CT projection data 71 is reflected in the circular area 73a and the area 74b shown by the oblique lines in FIG. Specifically, for example, first, calculated projection data having the same projection direction as the measured CT projection data 71 and having the same data width as the measured CT projection data 71 is calculated from the reconstructed image area 74. Then, as described in the above formula (1), the ratio between the calculated projection data and the actually measured CT projection data is obtained and compared. The region 74b is a region that has the same projection (backprojection) direction as the actual CT projection data 71 and is limited by the same data width as the actual CT projection data 71, and is an outer region of the circular region 73a. In addition, when the reconstructed image area 74 has a wide data width of the calculated projection data, only the portion with the actual CT projection data is reflected.

図６（ｂ）および図６（ｃ）は、図６（ａ）と異なる方向の一例を示す。この場合も同様に、実測ＣＴ投影データ７１は、円形領域７３ａと領域７４ｂとに反映される。   FIG. 6B and FIG. 6C show an example of a direction different from that in FIG. In this case as well, the measured CT projection data 71 is reflected in the circular area 73a and the area 74b.

また、図６（ｄ）は、図６（ａ）〜図６（ｃ）における実測ＣＴ投影データが反映される領域を重ね合わせた様子を示した図である。図６（ｄ）中の線７７は、投影線である。図６（ｄ）に示すように、広く設定された円形領域７４ａ（を含む再構成画像領域７４）のうち有効視野７３ａの外側の領域では、実測ＣＴ投影データ量が制限されている。しかしながら、揃っている実測ＣＴ投影データは、推定による誤差を含まないデータであるので、実測ＣＴ投影データ間の整合性が高くアーチファクトを低減させることができる。   FIG. 6D is a diagram showing a state in which the regions reflecting the measured CT projection data in FIGS. 6A to 6C are superimposed. A line 77 in FIG. 6D is a projection line. As shown in FIG. 6D, the measured CT projection data amount is limited in a region outside the effective visual field 73a in the circular region 74a (including the reconstructed image region 74) that is set widely. However, since the prepared measured CT projection data is data that does not include an error due to estimation, the consistency between the measured CT projection data is high, and artifacts can be reduced.

図１に戻る。吸収係数マップ変換部５２は、Ｘ線ＣＴ画像生成部５１で生成されたＸ線ＣＴ画像を511eVの吸収係数μ（ｃｍ−１）の吸収係数マップ（吸収係数画像）に変換する。補正用投影データ生成部５３は、変換された吸収係数マップを異なる複数の方向に投影して吸収補正用投影データを生成する。吸収補正用投影データは、吸収補正部５４に送られる。一方、吸収補正部５４には、ＰＥＴデータ収集部３６から吸収補正部５４に実測ＰＥＴ投影データが送られる。吸収補正部５４は、Ｘ線ＣＴ画像に基づいて求められた吸収補正用投影データを用いて実測ＰＥＴ投影データに対して吸収補正を行う。 Returning to FIG. The absorption coefficient map conversion unit 52 converts the X-ray CT image generated by the X-ray CT image generation unit 51 into an absorption coefficient map (absorption coefficient image) of an absorption coefficient μ (cm −1 ) of 511 eV. The correction projection data generation unit 53 projects the converted absorption coefficient map in a plurality of different directions to generate absorption correction projection data. The absorption correction projection data is sent to the absorption correction unit 54. On the other hand, the actual PET projection data is sent from the PET data collection unit 36 to the absorption correction unit 54 to the absorption correction unit 54. The absorption correction unit 54 performs absorption correction on the measured PET projection data using the absorption correction projection data obtained based on the X-ray CT image.

ＰＥＴ画像生成部５５は、吸収補正部５４で吸収補正された実測ＰＥＴ投影データに基づいて画像再構成を行ってＰＥＴ画像を生成する。画像再構成は、ＭＬ−ＥＭ法等の逐次近似法でもよく、その他の既存の方法（例えばフィルタ補正逆投影法（ＦＢＰ法）等の解析的再構成法）でもよい。生成されたＰＥＴ画像は、重ね合わせ部５６または後述する表示部６２に表示され、また、後述する記憶部６４に記憶される。   The PET image generation unit 55 performs image reconstruction based on the actually measured PET projection data subjected to the absorption correction by the absorption correction unit 54 to generate a PET image. The image reconstruction may be a successive approximation method such as the ML-EM method or another existing method (for example, an analytical reconstruction method such as a filtered back projection method (FBP method)). The generated PET image is displayed on the overlay unit 56 or the display unit 62 described later, and is stored in the storage unit 64 described later.

重ね合わせ部５６は、ＰＥＴ画像生成部５５で生成されたＰＥＴ画像と、Ｘ線ＣＴ画像生成部５１で生成されたＸ線ＣＴ画像とを重ね合わせて合成画像を生成する。なお、重ね合わせ部５６は、後述する記憶部６４からＰＥＴ画像とＸ線ＣＴ画像を取得して合成画像を生成するようにしてもよい。   The superimposing unit 56 superimposes the PET image generated by the PET image generating unit 55 and the X-ray CT image generated by the X-ray CT image generating unit 51 to generate a composite image. Note that the superimposing unit 56 may acquire a PET image and an X-ray CT image from the storage unit 64 described later to generate a composite image.

断層画像生成部５の後段には、主制御部６１、表示部６２、入力部６３および記憶部６４が設けられている。主制御部６１は、ＰＥＴ／ＣＴ装置１の各構成を統括的に制御し、中央演算処理装置（ＣＰＵ）などで構成される。主制御部６１は、例えば、ベッド装置２や、Ｘ線管４２、Ｘ線検出器４３、Ｘ線管制御部４４等の制御を行う。なお、ベッド装置２やＸ線管４２、Ｘ線検出器４３等は、図示しないラックやピニオンやモータ等の移動機構により移動される。   A main control unit 61, a display unit 62, an input unit 63, and a storage unit 64 are provided following the tomographic image generation unit 5. The main control unit 61 comprehensively controls each component of the PET / CT apparatus 1 and includes a central processing unit (CPU) and the like. The main control unit 61 controls, for example, the bed apparatus 2, the X-ray tube 42, the X-ray detector 43, the X-ray tube control unit 44, and the like. The bed apparatus 2, the X-ray tube 42, the X-ray detector 43, and the like are moved by a moving mechanism such as a rack, a pinion, or a motor (not shown).

表示部６２は、モニタ等で構成され、ＰＥＴ画像やＸ線ＣＴ画像、合成画像を表示する。入力部６３は、キーボードやマウス等で構成される。記憶部６４は、ＲＯＭ（Read-only Memory）、ＲＡＭ（Random-Access Memory）またはハードディスク等、取り外し可能なものを含む記憶媒体で構成される。記憶部６４には、ＰＥＴ画像やＸ線ＣＴ画像、合成画像が記憶される。なお、実測ＰＥＴ投影データおよび実測Ｘ線ＣＴ投影データを記憶部６４に記憶させて、記憶部６４からＸ線ＣＴ画像生成部５１または吸収補正部５４に実測ＰＥＴ投影データおよび実測Ｘ線ＣＴ投影データを送信してもよい。   The display unit 62 includes a monitor and displays a PET image, an X-ray CT image, and a composite image. The input unit 63 includes a keyboard, a mouse, and the like. The storage unit 64 is configured by a storage medium including a removable medium such as a ROM (Read-only Memory), a RAM (Random-Access Memory), or a hard disk. The storage unit 64 stores a PET image, an X-ray CT image, and a composite image. The measured PET projection data and the measured X-ray CT projection data are stored in the storage unit 64, and the measured PET projection data and the measured X-ray CT projection data are stored in the storage unit 64 from the storage unit 64 to the X-ray CT image generation unit 51 or the absorption correction unit 54. May be sent.

断層画像生成部５は、ＣＰＵ等で構成される制御部と、表示部と、ＲＯＭやＲＡＭやハードディスク等、取り外し可能なものを含む記憶媒体で構成される記憶部とを備えたワークステーションやパーソナルコンピュータで構成してもよい（いずれも図示しない）。記憶部には、Ｘ線ＣＴ画像生成部５１、吸収係数マップ変換部５２、補正用投影データ生成部５３、吸収補正部５４、ＰＥＴ画像生成部５５および重ね合わせ部５６の各機能（後述するステップＳ０１〜Ｓ０４，Ｓ１１〜Ｓ１４）をプログラムとして記憶する。制御部は、記憶部から必要に応じてそのプログラムを読み出して、実測ＰＥＴ投影データおよび実測ＣＴ投影データを処理するようにしてもよい。   The tomographic image generation unit 5 is a workstation or personal computer including a control unit including a CPU, a display unit, and a storage unit including a removable storage medium such as a ROM, a RAM, and a hard disk. You may comprise with a computer (all are not shown in figure). The storage unit includes functions of an X-ray CT image generation unit 51, an absorption coefficient map conversion unit 52, a correction projection data generation unit 53, an absorption correction unit 54, a PET image generation unit 55, and an overlay unit 56 (steps described later). S01 to S04, S11 to S14) are stored as programs. The control unit may read the program from the storage unit as necessary to process the measured PET projection data and the measured CT projection data.

また、断層画像生成部５は、ＣＰＵ等で構成される制御部で構成され、Ｘ線ＣＴ画像生成部５１、吸収係数マップ変換部５２、補正用投影データ生成部５３、吸収補正部５４、ＰＥＴ画像生成部５５および重ね合わせ部５６の各機能（後述するステップＳ０１〜Ｓ０４，Ｓ１１〜Ｓ１４）を動作プログラムとして記憶部６４に記憶させる。そして、断層画像生成部５は、記憶部６４から必要に応じてその動作プログラムを読み出して、実測ＰＥＴ投影データおよび実測ＣＴ投影データを処理してもよい。この場合において、主制御部６１が記憶部６４から必要に応じてその動作プログラムを読み出して、実測ＰＥＴ投影データおよび実測ＣＴ投影データを処理してもよい。また、その動作プログラムは、ＬＡＮ等のネットワークシステムでＰＥＴ／ＣＴ装置１と接続されたワークステーションやパーソナルコンピュータ上で実測ＰＥＴ投影データおよび実測ＣＴ投影データを処理してもよい。   The tomographic image generation unit 5 includes a control unit configured by a CPU or the like, and includes an X-ray CT image generation unit 51, an absorption coefficient map conversion unit 52, a correction projection data generation unit 53, an absorption correction unit 54, and PET. Each function (steps S01 to S04 and S11 to S14 described later) of the image generation unit 55 and the superimposition unit 56 is stored in the storage unit 64 as an operation program. Then, the tomographic image generation unit 5 may read the operation program from the storage unit 64 as necessary, and process the measured PET projection data and the measured CT projection data. In this case, the main control unit 61 may read the operation program from the storage unit 64 as necessary, and process the measured PET projection data and the measured CT projection data. The operation program may process the measured PET projection data and the measured CT projection data on a workstation or personal computer connected to the PET / CT apparatus 1 in a network system such as a LAN.

次に本実施例のＰＥＴ／ＣＴ装置１の動作について説明する。図７は、実施例に係るＰＥＴ／ＣＴ装置（放射線断層撮影装置）の動作を示すフローチャートである。   Next, the operation of the PET / CT apparatus 1 of this embodiment will be described. FIG. 7 is a flowchart illustrating the operation of the PET / CT apparatus (radiation tomography apparatus) according to the embodiment.

〔ステップＳ０１〕実測ＣＴ投影データの収集（実測トランスミッション投影データの収集）
ガントリ４１の開口部４１ａに被検体Ｍの関心部位を配置させる。このとき、被検体Ｍは、図２に示すように、有効視野、すなわちファンビームの検出範囲からはみ出しているものとする。Ｘ線管４２とＸ線検出器４３とを一体に被検体Ｍの体軸を中心に回転させる。Ｘ線管４２は、被検体Ｍに向けてＸ線を照射し、被検体Ｍを透過したＸ線はＸ線検出器４３で検出される。Ｘ線ＣＴデータ収集部４６は、Ｘ線検出器４３で検出されたＸ線に基づいて、被検体Ｍが検出範囲からはみ出してトランケーションした実測ＣＴ投影データを収集する。実測投影データは、図３に示すように、サイノグラム７０形式に順番に並べられる。また、実測ＣＴ投影データは、Ｘ線ＣＴ画像生成部５１に送られる。 [Step S01] Collection of measured CT projection data (collection of measured transmission projection data)
The region of interest of the subject M is placed in the opening 41 a of the gantry 41. At this time, it is assumed that the subject M protrudes from the effective field of view, that is, the fan beam detection range, as shown in FIG. The X-ray tube 42 and the X-ray detector 43 are rotated together around the body axis of the subject M. The X-ray tube 42 emits X-rays toward the subject M, and the X-rays transmitted through the subject M are detected by the X-ray detector 43. Based on the X-rays detected by the X-ray detector 43, the X-ray CT data collection unit 46 collects measured CT projection data obtained by truncation from the detection range of the subject M. The actually measured projection data is arranged in order in the sinogram 70 format as shown in FIG. The actually measured CT projection data is sent to the X-ray CT image generation unit 51.

〔ステップＳ０２〕Ｘ線ＣＴ画像の生成（トランスミッション画像の生成）
Ｘ線ＣＴ画像生成部５１は、実測ＣＴ投影データのデータ幅を直径とする円形領域７３ａよりも広く設定された円形領域７４ａを含む再構成画像領域７４で、実測ＣＴ投影データのみを用いてＭＬ−ＥＭ法（逐次近似法）による画像再構成を行ってＸ線ＣＴ画像を生成する。 [Step S02] X-ray CT image generation (transmission image generation)
The X-ray CT image generation unit 51 is a reconstructed image area 74 including a circular area 74a that is set wider than a circular area 73a whose diameter is the data width of the measured CT projection data, and uses only the measured CT projection data to perform ML. -Image reconstruction by EM method (sequential approximation method) is performed to generate an X-ray CT image.

図６（ａ）〜図６（ｄ）に示すように、実測ＣＴ投影データ７１は、広く設定された円形領域７４ａを含む再構成画像領域７４のうち、実測ＣＴ投影データ７１がある部分のみで反映するように画像再構成される。そのため、揃っている実測ＣＴ投影データは、推測による誤差を含まないデータであるので、投影データ間の整合性が高くアーチファクトとなりにくい。Ｘ線ＣＴ画像生成部５１で生成されたＸ線ＣＴ画像は、吸収係数マップ変換部５２に送られ、また、重ね合わせ部５６や表示部６２、記憶部６４に送られる。   As shown in FIGS. 6A to 6D, the actual CT projection data 71 is only the portion of the reconstructed image area 74 including the widely set circular area 74a where the actual CT projection data 71 exists. The image is reconstructed to reflect. Therefore, since the prepared actual CT projection data is data that does not include an error due to estimation, the consistency between the projection data is high and it is difficult to cause artifacts. The X-ray CT image generated by the X-ray CT image generation unit 51 is sent to the absorption coefficient map conversion unit 52 and also sent to the superimposition unit 56, the display unit 62, and the storage unit 64.

〔ステップＳ０３〕吸収係数マップ変換
吸収係数マップ変換部５２は、Ｘ線ＣＴ画像のＣＴ値（吸収係数（ｃｍ−１））に基づいて511eVの吸収係数μ（ｃｍ−１）の吸収係数マップに変換する。吸収係数マップは、補正用投影データ生成部５３に送られる。 [Step S03] Absorption Coefficient Map Conversion The absorption coefficient map conversion unit 52 converts the absorption coefficient map of the absorption coefficient μ (cm −1 ) of 511 eV based on the CT value (absorption coefficient (cm −1 )) of the X-ray CT image. Convert. The absorption coefficient map is sent to the correction projection data generation unit 53.

〔ステップＳ０４〕吸収補正用投影データの生成
吸収補正用投影データ生成部５３は、吸収係数マップを投影して吸収補正用投影データを生成する。吸収補正用投影データは、吸収補正部５４に送られる。 [Step S04] Generation of Absorption Correction Projection Data The absorption correction projection data generation unit 53 projects the absorption coefficient map to generate absorption correction projection data. The absorption correction projection data is sent to the absorption correction unit 54.

〔ステップＳ１１〕実測ＰＥＴ投影データの収集（実測エミッション投影データの収集）
被検体Ｍには、ポジトロン放射性同位元素（ラジオアイソトープ：ＲＩ）で標識した放射性薬剤が予め投与されている。ガントリ３１の開口部３１ａに被検体Ｍの関心部位を配置させる。被検体Ｍから１８０°反対方向に放射する２つのγ線は、γ線検出器３２で検出される。ＰＥＴデータ収集部３６は、γ線検出器３２で同時計数されたγ線の投影データ、実測ＰＥＴ投影データを収集する。実測ＰＥＴ投影データは、サイノグラム形式に順番に並べられる。なお、被検体Ｍは、ＰＥＴ装置３の検出範囲からはみ出していないものとする。実測ＰＥＴ投影データは、吸収補正部５４に送られる。 [Step S11] Collection of measured PET projection data (collection of measured emission projection data)
The subject M is previously administered with a radiopharmaceutical labeled with a positron radioisotope (radioisotope: RI). The region of interest of the subject M is placed in the opening 31 a of the gantry 31. Two γ rays radiated from the subject M in the opposite direction by 180 ° are detected by the γ ray detector 32. The PET data collection unit 36 collects γ-ray projection data and actual PET projection data simultaneously counted by the γ-ray detector 32. The measured PET projection data are arranged in order in a sinogram format. Note that it is assumed that the subject M does not protrude from the detection range of the PET apparatus 3. The actually measured PET projection data is sent to the absorption correction unit 54.

〔ステップＳ１２〕吸収補正
吸収補正部５４は、吸収係数マップに基づいて求められた吸収補正用投影データを用いて実測ＰＥＴ投影データに対して吸収補正を行う。ここで、ＣＴ装置４の有効視野はＰＥＴ装置３よりも狭く、実測ＣＴ投影データはトランケーションしている。しかしながら、Ｘ線ＣＴ画像生成部５１により、トランケーション部分の画像が推定されたＸ線ＣＴ画像に基づいて、吸収補正部５４は、実測ＰＥＴ投影データを吸収補正している。そのため、Ｘ線ＣＴ画像のトランケーション部分に起因するＰＥＴ画像のアーチファクトを低減させることができる。すなわち、吸収補正におけるトランケーションアーチファクトの伝播を低減させることができる。 [Step S12] Absorption Correction The absorption correction unit 54 performs absorption correction on the measured PET projection data using the absorption correction projection data obtained based on the absorption coefficient map. Here, the effective field of view of the CT apparatus 4 is narrower than that of the PET apparatus 3, and the measured CT projection data is truncated. However, based on the X-ray CT image from which the truncation portion image is estimated by the X-ray CT image generation unit 51, the absorption correction unit 54 absorbs and corrects the actually measured PET projection data. Therefore, the artifact of the PET image due to the truncation part of the X-ray CT image can be reduced. That is, propagation of truncation artifacts in absorption correction can be reduced.

〔ステップＳ１３〕ＰＥＴ画像の生成（エミッション画像の生成）
ＰＥＴ画像生成部５５は、吸収補正部５４で吸収補正された実測ＰＥＴ投影データに基づいて画像再構成を行ってＰＥＴ画像を生成する。生成されたＰＥＴ画像は、重ね合わせ部５６や表示部６２、記憶部６４に送られる。 [Step S13] Generation of PET image (generation of emission image)
The PET image generation unit 55 performs image reconstruction based on the actually measured PET projection data subjected to the absorption correction by the absorption correction unit 54 to generate a PET image. The generated PET image is sent to the overlay unit 56, the display unit 62, and the storage unit 64.

〔ステップＳ１４〕表示・保存
Ｘ線ＣＴ画像生成部５１で生成されたＸ線ＣＴ画像、ＰＥＴ画像生成部５５で生成されたＰＥＴ画像、または重ね合わせ部５６によりＸ線ＣＴ画像とＰＥＴ画像とを重ね合わせた合成画像は、表示部６２に表示される。また、Ｘ線ＣＴ画像、ＰＥＴ画像および合成画像は、記憶部６４に記憶される。 [Step S14] Display / Save The X-ray CT image generated by the X-ray CT image generation unit 51, the PET image generated by the PET image generation unit 55, or the X-ray CT image and the PET image by the overlay unit 56 are displayed. The superimposed composite image is displayed on the display unit 62. In addition, the X-ray CT image, the PET image, and the composite image are stored in the storage unit 64.

本実施例に係るＰＥＴ／ＣＴ装置１によれば、Ｘ線ＣＴデータ収集部４６は、被検体Ｍに対して異なる複数の方向から実測ＣＴ投影データを収集する。Ｘ線ＣＴ画像生成部５１は、実測ＣＴ投影データのデータ幅を直径とする円形領域７３ａよりも広く設定された円形領域７４ａを含む再構成画像領域７４で、実測ＣＴ投影データのみを用いてＭＬ−ＥＭ法による画像再構成を行っている。ＭＬ−ＥＭ法による画像再構成の再構成画像領域を広く設定することにより、実測ＣＴ投影データが、被検体Ｍが検出範囲からはみ出してトランケーションしている場合でも揃っている実測ＣＴ投影データのみでトランケーション部分の画像を推定することができる。揃っている実測ＣＴ投影データは、Ｘ線ＣＴ画像を生成するための投影データに推定された投影データ部分を有することによる誤差が生じないので、投影データ間の整合性が高くアーチファクトを低減させることができる。したがって、パラメータの最適化などの設定をほとんど必要としなく、トランケーション部分の画像推定が行われた放射線断層画像を容易に取得することができる。トランケーション補正付きの画像再構成をすることができる。   According to the PET / CT apparatus 1 according to the present embodiment, the X-ray CT data collection unit 46 collects measured CT projection data from a plurality of different directions with respect to the subject M. The X-ray CT image generation unit 51 is a reconstructed image area 74 including a circular area 74a that is set wider than a circular area 73a whose diameter is the data width of the measured CT projection data, and uses only the measured CT projection data to perform ML. -Image reconstruction is performed by the EM method. By setting a wide reconstructed image area for image reconstruction by the ML-EM method, the measured CT projection data can be obtained only by the measured CT projection data that is available even when the subject M is out of the detection range and is truncated. An image of the truncation part can be estimated. Since the measured CT projection data that has been prepared does not cause an error due to having the projection data portion estimated in the projection data for generating the X-ray CT image, the consistency between the projection data is high and artifacts are reduced. Can do. Therefore, it is possible to easily obtain a radiation tomographic image in which the image estimation of the truncation portion is performed with little setting such as parameter optimization. Image reconstruction with truncation correction can be performed.

なお、アーチファクト低減が実現した理由は、少ない投影データであっても投影データ間の整合が取れているので、逐次近似画像再構成の特性でもある、投影データに多少の欠損があっても最も確からしいところに収束する特性が生かされているためと考えられる。   The reason for the reduction in artifacts is that even if there is a small amount of projection data, the projection data is consistent, so this is also the characteristic of successive approximation image reconstruction. This is thought to be due to the fact that the characteristic of convergence at the apparent location is utilized.

また、Ｘ線ＣＴ画像に基づいて求められた吸収補正用投影データを用いて実測ＰＥＴ投影データに対して吸収補正を行う吸収補正部５４と、吸収補正部５４で吸収補正された実測ＰＥＴ投影データに基づいて画像再構成を行ってＰＥＴ画像を生成するＰＥＴ画像生成部５５と、をさらに備えている。これにより、トランケーション部分の画像が推定されたＸ線ＣＴ画像に基づいて、吸収補正部５４は、実測ＰＥＴ投影データを吸収補正している。そのため、Ｘ線ＣＴ画像のトランケーション部分に起因するＰＥＴ画像のアーチファクトを低減させることができる。   Also, an absorption correction unit 54 that performs absorption correction on the measured PET projection data using the absorption correction projection data obtained based on the X-ray CT image, and the measured PET projection data that is absorption-corrected by the absorption correction unit 54 And a PET image generation unit 55 for generating a PET image by performing image reconstruction based on the above. Thereby, based on the X-ray CT image in which the image of the truncation portion is estimated, the absorption correction unit 54 corrects the measured PET projection data by absorption. Therefore, the artifact of the PET image due to the truncation part of the X-ray CT image can be reduced.

次に、図面を参照して本発明の実施例２を説明する。図８（ａ）〜図８（ｄ）は実施例２に係る逐次近似画像再構成の初期画像の説明に供する図である。なお、図８（ａ）〜図８（ｄ）において、図示の便宜上、初期画像の画像数を少なく図示している。また、実施例１と重複する説明は省略する。   Next, Embodiment 2 of the present invention will be described with reference to the drawings. FIG. 8A to FIG. 8D are diagrams for explaining an initial image of successive approximation image reconstruction according to the second embodiment. In FIG. 8A to FIG. 8D, the number of initial images is small for convenience of illustration. Moreover, the description which overlaps with Example 1 is abbreviate | omitted.

実施例２では、実施例１の構成に加え、Ｘ線ＣＴ画像生成部５１は、再構成画像（Ｘ線ＣＴ画像）領域の初期画像に、予め設定された先見（特徴）情報を与えるようになっている。図８（ａ）は先見情報を与えていない状態を示す。図８（ａ）中の円形領域（有効視野）７４ａには、初期画像の初期値として例えば“１”が与えられる。一方、再構成画像領域７４であって円形領域７４ａの外側には、初期画像の初期値として“０（ゼロ）”が与えられる。これにより、円形領域７４ａの外側領域では画素値が更新されないようになっている。なお、必要に応じて円形領域７４ａの外側領域の初期画像の初期値を“１”としてもよい。   In the second embodiment, in addition to the configuration of the first embodiment, the X-ray CT image generation unit 51 provides preset look-ahead (feature) information to the initial image in the reconstructed image (X-ray CT image) region. It has become. FIG. 8A shows a state in which no foreseeing information is given. For example, “1” is given to the circular area (effective visual field) 74a in FIG. On the other hand, “0 (zero)” is given as the initial value of the initial image outside the circular area 74 a in the reconstructed image area 74. Thereby, pixel values are not updated in the outer region of the circular region 74a. If necessary, the initial value of the initial image in the outer area of the circular area 74a may be set to “1”.

Ｘ線ＣＴ画像生成部５１は、例えば、ＭＬ−ＥＭ法による画像再構成の際に、広く設定された円形領域７４ａを含む再構成画像領域７４の初期画像に、天板２ａに対応する画素を吸収係数μ（ｃｍ−１）とする先見情報を与える。図８（ｂ）に示すように、ＭＬ−ＥＭ法による画像再構成の初期画像には、天板２ａに対応する画素を吸収係数μとする先見情報が与えられる。これにより、ＭＬ−ＥＭ法による画像再構成の際に、天板２ａに対応する画素値の精度を高めることができ、また、これに伴いトランケーション部分の画素値の精度を高めることができる。天板２ａに対応する画素は、予め撮影されたＸ線ＣＴ画像の生データであるＣＴ値（μ値）から設定される。このＸ線ＣＴ画像における天板２ａの位置は、予め撮影されたＸ線ＣＴ画像の天板２ａの位置から設定されている。天板２ａの位置を被検体Ｍの体軸と垂直な面（ＸＹ面）で移動すると、その移動に合わせて初期画像内の天板２ａに対応する画素位置が移動するようになっている。 The X-ray CT image generation unit 51 adds pixels corresponding to the top plate 2a to the initial image of the reconstructed image area 74 including the widely set circular area 74a, for example, when performing image reconstruction by the ML-EM method. Foreseeing information with an absorption coefficient μ (cm −1 ) is given. As shown in FIG. 8B, the foreseeing information having the absorption coefficient μ as the pixel corresponding to the top 2a is given to the initial image of the image reconstruction by the ML-EM method. As a result, when reconstructing an image by the ML-EM method, the accuracy of the pixel value corresponding to the top plate 2a can be increased, and the accuracy of the pixel value of the truncation portion can be increased accordingly. The pixel corresponding to the top 2a is set from a CT value (μ value) that is raw data of an X-ray CT image captured in advance. The position of the top plate 2a in the X-ray CT image is set from the position of the top plate 2a of the X-ray CT image taken in advance. When the position of the top 2a is moved on a plane (XY plane) perpendicular to the body axis of the subject M, the pixel position corresponding to the top 2a in the initial image is moved in accordance with the movement.

また、Ｘ線ＣＴ画像生成部５１は、ＭＬ−ＥＭ法による画像再構成の際に、広く設定された円形領域７４ａを含む再構成画像領域７４の初期画像に、天板２ａ内部（例えば内部が中空や他材料で構成される）に対応する画素値を“０”とする先見情報を与えるようにしてもよい。すなわち、図８（ｃ）に示すように、天板２ａ内部に対応する画素値に“０”が与えられる。この場合も同様に、天板２ａ内部に対応する画素は、予め撮影されたＸ線ＣＴ画像から設定されている。また、天板２ａの移動に合わせて初期画像内の天板２ａ画像も移動する。天板２ａ内部には被検体Ｍが配置されないので、初期画像の天板２ａ内部に対応する画素値を“０”として画像更新を行わないようにしている。これにより、トランケーション部分の画素値の精度を高めることができる。なお、天板２ａ内部に対応する画素値を吸収係数μとしてもよい。   In addition, the X-ray CT image generation unit 51 adds the inside of the top 2a (for example, the inside) to the initial image of the reconstructed image area 74 including the circular area 74a that is set widely during image reconstruction by the ML-EM method. Foreseeing information with a pixel value “0” corresponding to a hollow or other material) may be given. That is, as shown in FIG. 8C, “0” is given to the pixel value corresponding to the inside of the top 2a. In this case as well, pixels corresponding to the inside of the top plate 2a are set from previously captured X-ray CT images. Further, the top plate 2a image in the initial image is moved in accordance with the movement of the top plate 2a. Since the subject M is not disposed inside the top 2a, the pixel value corresponding to the top 2a of the initial image is set to “0” so that the image is not updated. Thereby, the precision of the pixel value of the truncation part can be improved. The pixel value corresponding to the inside of the top 2a may be used as the absorption coefficient μ.

また、Ｘ線ＣＴ画像生成部５１は、ＭＬ−ＥＭ法による画像再構成の際に、広く設定された円形領域７４ａを含む再構成画像７４の初期画像に、予め設定された天板２ａ位置よりも低い位置の画素値を“０”とする先見情報を与えるようにしてもよい。すなわち、図８（ｄ）に示すように、予め設定された天板２ａ位置によりも低い位置の画素値に“０”が与えられる。予め設定された天板２ａ位置は、例えば天板２ａの載置面２ｄでもよいし、その反対側の面２ｅでもよい。また、載置面２ｄよりも下方の予め設定された位置２ｆでもよい。天板２ａより低い位置には被検体Ｍが配置されないので、初期画像の予め設定された天板２ａ位置よりも低い画素値を“０”として画像更新を行わないようにしている。これにより、トランケーション部分の画素値の精度を高めることができる。なお、図８（ｂ）〜図８（ｄ）を組み合わせてもよい。   In addition, the X-ray CT image generation unit 51 applies an initial image of the reconstructed image 74 including the circular region 74a that is widely set from the position of the top plate 2a that is set in advance during image reconstruction by the ML-EM method. Further, foreseeing information in which the pixel value at the lower position is “0” may be given. That is, as shown in FIG. 8D, “0” is given to the pixel value at a lower position than the preset position of the top plate 2a. The preset position of the top plate 2a may be, for example, the placement surface 2d of the top plate 2a, or the surface 2e on the opposite side. Alternatively, a preset position 2f below the placement surface 2d may be used. Since the subject M is not arranged at a position lower than the top plate 2a, the pixel value lower than the preset top plate 2a position of the initial image is set to “0” so that the image is not updated. Thereby, the precision of the pixel value of the truncation part can be improved. In addition, you may combine FIG.8 (b)-FIG.8 (d).

次に、図面を参照して本発明の実施例３を説明する。図９は、実施例３に係るＰＥＴ／ＣＴ装置の構成を示すブロック図である。なお、各実施例と重複する説明は省略する。   Next, Embodiment 3 of the present invention will be described with reference to the drawings. FIG. 9 is a block diagram illustrating the configuration of the PET / CT apparatus according to the third embodiment. In addition, the description which overlaps with each Example is abbreviate | omitted.

上述の各実施例では、Ｘ線ＣＴデータ収集部４６で収集された実測ＣＴ投影データに基づいたＸ線ＣＴ画像から吸収補正用投影データを生成し、ＰＥＴデータ収集部３６で収集された実測ＰＥＴ投影データに対して吸収補正を行っていた。しかしながら、図９に示すように、ＰＥＴ／ＣＴ装置９０は、外部線源９１とγ線検出器９２とを備え、トランスミッションデータ収集部９６で収集された実測トランスミッション投影データに基づいて吸収補正用投影データを生成し、実測ＰＥＴ投影データに対して吸収補正を行うようにしてもよい。   In each of the embodiments described above, absorption correction projection data is generated from an X-ray CT image based on the actual CT projection data collected by the X-ray CT data collection unit 46, and the actual measurement PET collected by the PET data collection unit 36. Absorption correction was performed on the projection data. However, as shown in FIG. 9, the PET / CT apparatus 90 includes an external radiation source 91 and a γ-ray detector 92, and an absorption correction projection based on the measured transmission projection data collected by the transmission data collection unit 96. Data may be generated and absorption correction may be performed on the measured PET projection data.

すなわち、ＰＥＴ／ＣＴ装置７０は、外部線源９１、γ線検出器９２、トランスミッションデータ収集部９６、およびトランスミッション画像生成部９７および吸収係数マップ変換部９８をさらに備えている。外部線源９１およびγ線検出器９２は、例えばＰＥＴ装置３に設けられる。   That is, the PET / CT apparatus 70 further includes an external radiation source 91, a γ-ray detector 92, a transmission data collection unit 96, a transmission image generation unit 97, and an absorption coefficient map conversion unit 98. The external radiation source 91 and the γ-ray detector 92 are provided in the PET apparatus 3, for example.

外部線源９１は、例えば６８Ｇｅ−６８Ｇａ、１３７Ｃｓでかつ線状または点状で構成される。外部線源９１は、図示しない回転機構により、被検体Ｍの体軸を中心に被検体Ｍの周りを回転する。γ線検出器９２は、γ線検出器３２と同様に、被検体Ｍの体軸周りを取り囲むようにしてリング状に構成され、ガントリ３１内に収容されている。γ線検出器９２は、例えばシンチレータブロックとライトガイドと光電子増倍管とを備えている。外部線源９１が６８Ｇｅ−６８Ｇａの場合は、例えば被検体Ｍの周りを回転する外部線源９１の位置に合わせて同時計数を行うγ線検出器３２の検出範囲が限定される。また、外部線源９１が１３７Ｃｓの場合は、例えばファン状にγ線が照射される。そのため、図２と同様に、ＰＥＴ画像の有効視野に比べ、トランスミッション画像の有効視野が狭くなる。 The external radiation source 91 is, for example, 68 Ge- 68 Ga, 137 Cs and is configured in a linear shape or a dot shape. The external source 91 rotates around the subject M around the body axis of the subject M by a rotation mechanism (not shown). Similar to the γ-ray detector 32, the γ-ray detector 92 is configured in a ring shape so as to surround the body axis of the subject M, and is accommodated in the gantry 31. The γ-ray detector 92 includes, for example, a scintillator block, a light guide, and a photomultiplier tube. When the external radiation source 91 is 68 Ge- 68 Ga, for example, the detection range of the γ-ray detector 32 that performs coincidence counting in accordance with the position of the external radiation source 91 rotating around the subject M is limited. When the external radiation source 91 is 137 Cs, for example, γ rays are irradiated in a fan shape. Therefore, as in FIG. 2, the effective visual field of the transmission image is narrower than the effective visual field of the PET image.

γ線検出器９２は、外部線源９１から放射されて被検体Ｍを透過する等したγ線を検出する。トランスミッションデータ収集部９６は、γ線検出器９２で検出されたγ線に基づいて、トランスミッションデータ、すなわち実測トランスミッション投影データを収集する。なお、トランスミッションデータ収集部９６は、外部線源９１が６８Ｇｅ−６８Ｇａの場合、図示しない同時計数回路等を備えている。また、実測トランスミッション投影データは、収集した各方向の順番に並べられてサイノグラム７０形式にされる。実測トランスミッション投影データは、例えば予め収集された被検体Ｍが無いときの実測ブランク投影データ（計数率）を実測トランスミッション投影データ（計数率）で割った値の対数をとって、吸収係数μ（ｃｍ−１）の投影データに処理される。 The γ-ray detector 92 detects γ-rays emitted from the external radiation source 91 and transmitted through the subject M. The transmission data collection unit 96 collects transmission data, that is, actually measured transmission projection data, based on the γ rays detected by the γ ray detector 92. The transmission data collection unit 96 includes a coincidence circuit (not shown) or the like when the external radiation source 91 is 68 Ge- 68 Ga. In addition, the measured transmission projection data is arranged in the order of the collected directions and is in the sinogram 70 format. The measured transmission projection data is, for example, the logarithm of the value obtained by dividing the measured blank projection data (count rate) when there is no subject M collected in advance by the measured transmission projection data (count rate), and the absorption coefficient μ (cm -1 ) projection data.

トランスミッション画像生成部９７は、実測トランスミッション投影データのデータ幅を直径とする円形領域７３ａよりも広く設定された円形領域７４ａを含む再構成画像領域７４で、実測トランスミッション投影データのみを用いてＭＬ−ＥＭ法（逐次近似法）による画像再構成を行ってトランスミッション画像を生成する。なお、トランスミッション画像生成部９７は、本発明の画像再構成部に相当する。実測トランスミッション投影データは、本発明の実測投影データに相当する。   The transmission image generation unit 97 is a reconstructed image area 74 including a circular area 74a set wider than a circular area 73a whose diameter is the data width of the measured transmission projection data, and uses only the measured transmission projection data to perform ML-EM. A transmission image is generated by performing image reconstruction by a method (sequential approximation method). The transmission image generation unit 97 corresponds to the image reconstruction unit of the present invention. The actually measured transmission projection data corresponds to the actually measured projection data of the present invention.

吸収係数マップ変換部９８は、トランスミッション画像生成部９７で生成されたトランスミッション画像を必要に応じて被検体Ｍから放射されるγ線のエネルギ（例えば511keV）に変換する。   The absorption coefficient map conversion unit 98 converts the transmission image generated by the transmission image generation unit 97 into γ-ray energy (eg, 511 keV) emitted from the subject M as necessary.

次に、本実施例のＰＥＴ／ＣＴ装置９０の動作について実施例１の図７を参照して説明する。なお、実施例１の図７のフローチャートにおいてステップＳ０４，Ｓ１１〜Ｓ１４は、Ｘ線ＣＴ装置４での説明の一部が外部線源９１とγ線検出器９２等での説明に置き換わるのみ異なるので説明を省略する。   Next, the operation of the PET / CT apparatus 90 of the present embodiment will be described with reference to FIG. In the flowchart of FIG. 7 of the first embodiment, steps S04 and S11 to S14 are different because only a part of the description in the X-ray CT apparatus 4 is replaced with the description in the external radiation source 91, the γ-ray detector 92, and the like. Description is omitted.

〔ステップＳ０１ａ〕トランスミッションデータの収集
ガントリ３１の開口部３１ａに被検体Ｍの関心部位を配置させる。このとき、被検体Ｍは、図２と同様に、有効視野、すなわちファンビームの検出範囲からはみ出しているものとする。外部線源（例えば１３７Ｃｓ）９１は、リング状のγ線検出器９２の内壁を沿うように円の軌跡を描きながら回転移動する。外部線源９１は、被検体Ｍに向けてγ線を照射し、被検体Ｍを透過したＸ線はγ線検出器９２で検出される。トランスミッションデータ収集部９６は、γ線検出器９２で検出されたγ線に基づいて、実測トランスミッション投影データを収集する。実測トランスミッション投影データμは、図３に示すように、サイノグラム７０形式に順番に並べられる。また、実測トランスミッション投影データは、トランスミッション画像生成部９７に送られる。 [Step S01a] Transmission Data Collection The site of interest of the subject M is placed in the opening 31a of the gantry 31. At this time, the subject M is assumed to protrude from the effective field of view, that is, the fan beam detection range, as in FIG. The external radiation source (for example, 137 Cs) 91 rotates while drawing a circular locus along the inner wall of the ring-shaped γ-ray detector 92. The external radiation source 91 irradiates the subject M with γ rays, and the X-rays transmitted through the subject M are detected by the γ ray detector 92. The transmission data collection unit 96 collects actually measured transmission projection data based on the γ rays detected by the γ ray detector 92. The actually measured transmission projection data μ are arranged in order in the sinogram 70 format as shown in FIG. The actually measured transmission projection data is sent to the transmission image generation unit 97.

〔ステップＳ０２ａ〕トランスミッション画像の生成
トランスミッション画像生成部９７は、実測トランスミッション投影データのデータ幅を直径とする円形領域７３ａよりも広く設定された円形領域７４ａを含む再構成画像領域７４で、実測トランスミッション投影データのみを用いてＭＬ−ＥＭ法（逐次近似法）による画像再構成を行ってトランスミッション画像を生成する。トランスミッション画像は、吸収係数マップ変換部９８に送られる。 [Step S02a] Transmission Image Generation The transmission image generation unit 97 is a reconstructed image region 74 including a circular region 74a that is set wider than a circular region 73a whose diameter is the data width of the measured transmission projection data. A transmission image is generated by performing image reconstruction by the ML-EM method (sequential approximation method) using only data. The transmission image is sent to the absorption coefficient map conversion unit 98.

〔ステップＳ０３ａ〕吸収係数マップ変換
吸収係数マップ変換部９８は、トランスミッション画像生成部９７で生成されたトランスミッション画像を必要に応じて被検体Ｍから放射されるγ線のエネルギ（例えば511eV）の吸収係数μの吸収係数マップに変換する。吸収係数マップは、補正用投影データ生成部５３に送られる。 [Step S03a] Absorption Coefficient Map Conversion The absorption coefficient map conversion unit 98 uses the transmission image generated by the transmission image generation unit 97 as necessary, and the absorption coefficient of γ-ray energy (eg, 511 eV) emitted from the subject M as necessary. Convert to an absorption coefficient map of μ. The absorption coefficient map is sent to the correction projection data generation unit 53.

なお、図９中のＸ線ＣＴ生成部５１は、実施例１と同様に、実測ＣＴ投影データのデータ幅を直径とする円形領域７３ａよりも広く設定された円形領域７４ａを含む再構成画像領域７４で、実測ＣＴ投影データのみを用いてＭＬ−ＥＭ法による画像再構成を行ってＸ線ＣＴ画像を生成する。これにより、実測ＣＴ投影データが、被検体Ｍが検出範囲からはみ出してトランケーションしている場合でも揃っている実測ＣＴ投影データのみでトランケーション部分の画像を推定することができる。また、重ね合わせ部５６は、ＰＥＴ画像生成部５５で生成されたＰＥＴ画像と、Ｘ線ＣＴ画像生成部５１で生成されたＸ線ＣＴ画像とを重ね合わせて合成画像を生成する。   Note that the X-ray CT generation unit 51 in FIG. 9 includes a reconstructed image area including a circular area 74a that is set wider than the circular area 73a whose diameter is the data width of the measured CT projection data, as in the first embodiment. In 74, an image reconstruction by the ML-EM method is performed using only the measured CT projection data to generate an X-ray CT image. As a result, even when the measured CT projection data is truncated when the subject M protrudes from the detection range, an image of the truncation portion can be estimated only by the measured CT projection data that is complete. The superimposing unit 56 superimposes the PET image generated by the PET image generating unit 55 and the X-ray CT image generated by the X-ray CT image generating unit 51 to generate a composite image.

本実施例に係るＰＥＴ／ＣＴ装置９０によれば、トランスミッションデータ収集部９６は、被検体Ｍに対して異なる複数の方向から実測トランスミッション投影データを収集する。トランスミッション画像生成部９７は、実測トランスミッション投影データのデータ幅を直径とする円形領域７３ａよりも広く設定された円形領域７４ａを含む再構成画像領域７４で、実測トランスミッション投影データのみを用いてＭＬ−ＥＭ法による画像再構成を行っている。ＭＬ−ＥＭ法による画像再構成の再構成画像領域を広く設定することにより、実測トランスミッション投影データが、被検体Ｍが検出範囲からはみ出してトランケーションしている場合でも揃っている実測トランスミッション投影データのみでトランケーション部分の画像を推定することができる。揃っている実測トランスミッション投影データは、ＰＥＴ画像を生成するための投影データに推定された部分を有することによる誤差が生じないので、投影データ間の整合性が高くアーチファクトを低減させることができる。パラメータの最適化などの設定をほとんど必要としなく、トランケーション部分の画像推定が行われたＰＥＴ画像を容易に取得することができる。   According to the PET / CT apparatus 90 according to the present embodiment, the transmission data collection unit 96 collects measured transmission projection data from a plurality of different directions with respect to the subject M. The transmission image generation unit 97 is a reconstructed image area 74 including a circular area 74a set wider than a circular area 73a whose diameter is the data width of the measured transmission projection data, and uses only the measured transmission projection data to perform ML-EM. Image reconstruction is performed by the method. By setting a wide reconstructed image area for image reconstruction by the ML-EM method, the measured transmission projection data can be obtained only by the measured transmission projection data that is complete even when the subject M is out of the detection range and is truncated. An image of the truncation part can be estimated. Since the measured transmission projection data that has been prepared does not cause an error due to having an estimated portion in the projection data for generating the PET image, the consistency between the projection data is high and artifacts can be reduced. Almost no setting such as parameter optimization is required, and it is possible to easily obtain a PET image in which an image of the truncation portion is estimated.

また、トランスミッション画像に基づいて求められた吸収補正用投影データを用いて実測ＰＥＴ投影データに対して吸収補正を行う吸収補正部５４と、吸収補正部５４で吸収補正された実測ＰＥＴ投影データに基づいて画像再構成を行ってＰＥＴ画像を生成するＰＥＴ画像生成部３６と、をさらに備えている。これにより、トランケーション部分の画像が推定されたトランスミッション画像に基づいて、吸収補正部５４は、実測ＰＥＴ投影データを吸収補正している。そのため、トランスミッション画像のトランケーション部分に起因するＰＥＴ画像のアーチファクトを低減させることができる。   Also, based on the absorption correction unit 54 that performs absorption correction on the measured PET projection data using the absorption correction projection data obtained based on the transmission image, and the measured PET projection data that is absorption-corrected by the absorption correction unit 54. A PET image generation unit 36 that performs image reconstruction and generates a PET image. Thereby, based on the transmission image in which the image of the truncation part is estimated, the absorption correction unit 54 absorbs and corrects the measured PET projection data. Therefore, the artifact of the PET image due to the truncation part of the transmission image can be reduced.

次に、図面を参照して本発明の実施例４を説明する。図１０は、実施例４に係るＳＰＥＣＴ／ＣＴ装置の構成を示すブロック図であり、図１１は、実施例４に係るＳＰＥＣＴ装置の構成を示すブロック図である。なお、各実施例と重複する説明は省略する。   Next, Embodiment 4 of the present invention will be described with reference to the drawings. FIG. 10 is a block diagram illustrating the configuration of the SPECT / CT apparatus according to the fourth embodiment, and FIG. 11 is a block diagram illustrating the configuration of the SPECT apparatus according to the fourth embodiment. In addition, the description which overlaps with each Example is abbreviate | omitted.

上述した各実施例では、ＰＥＴ装置３とＸ線ＣＴ装置４とを備えたＰＥＴ／ＣＴ装置１，９０であった。しかしながら、ＳＰＥＣＴ装置とＣＴ装置とを備えたＳＰＥＣＴ／ＣＴ装置１２０またはＳＰＥＣＴ装置１３０であってもよい。ＳＰＥＣＴ／ＣＴ装置１２０は、図１０に示すように、被検体Ｍから放射されたγ線を検出するγ線検出器１２１と、被検体Ｍにファン状のＸ線を照射するＸ線管１２２と、Ｘ線管１２２と対向配置されて被検体Ｍを透過したＸ線を検出するＸ線検出器１２３とを備えている。γ線検出器１２１の入射面側には、パラレルコリメータ１２１ａが設けられている。γ線検出器１２１とＸ線管１２２とＸ線検出器１２３は、図示しないガントリに回転自在に取り付けられ、図示しない回転機構により回転される。なお、Ｘ線検出器１２３は、ＦＰＤ等で構成されている。   In each of the above-described embodiments, the PET / CT apparatus 1 and 90 includes the PET apparatus 3 and the X-ray CT apparatus 4. However, the SPECT / CT apparatus 120 or the SPECT apparatus 130 including a SPECT apparatus and a CT apparatus may be used. As shown in FIG. 10, the SPECT / CT apparatus 120 includes a γ-ray detector 121 that detects γ-rays emitted from the subject M, an X-ray tube 122 that irradiates the subject M with fan-shaped X-rays, and the like. And an X-ray detector 123 that is disposed opposite to the X-ray tube 122 and detects X-rays transmitted through the subject M. A parallel collimator 121 a is provided on the incident surface side of the γ-ray detector 121. The γ-ray detector 121, the X-ray tube 122, and the X-ray detector 123 are rotatably attached to a gantry (not shown) and are rotated by a rotation mechanism (not shown). Note that the X-ray detector 123 is configured by an FPD or the like.

また、ＳＰＥＣＴデータ収集部１２４は、γ線検出器１２１で検出されたγ線に基づいて実測ＳＰＥＣＴ投影データを収集する。一方、トランスミッションデータ収集部１２５は、Ｘ線検出器１２３で検出されたＸ線に基づいて実測ＣＴ投影データを収集する。   The SPECT data collection unit 124 collects actual SPECT projection data based on the γ rays detected by the γ ray detector 121. On the other hand, the transmission data collection unit 125 collects measured CT projection data based on the X-rays detected by the X-ray detector 123.

トランスミッション画像生成部１２６は、実測ＣＴ投影データのデータ幅を直径とする円形領域７３ａよりも広く設定された円形領域７４ａを含む再構成画像領域７４で、実測ＣＴ投影データのみを用いてＭＬ−ＥＭ法による画像再構成を行ってＸ線ＣＴ画像を生成する。吸収係数マップ変換部１２７は、生成されたＸ線ＣＴ画像を必要に応じて被検体Ｍから放射されるγ線のエネルギの吸収係数μの吸収係数マップに変換する。なお、トランスミッション画像生成部１２６は、本発明の画像再構成部に相当する。実測ＳＰＥＣＴ投影データは、本発明の実測エミッション投影データおよび実測投影データに相当する。   The transmission image generation unit 126 is a reconstructed image area 74 including a circular area 74a that is set wider than the circular area 73a whose diameter is the data width of the measured CT projection data, and uses only the measured CT projection data. An X-ray CT image is generated by performing image reconstruction by the method. The absorption coefficient map conversion unit 127 converts the generated X-ray CT image into an absorption coefficient map of the absorption coefficient μ of the energy of γ rays emitted from the subject M as necessary. The transmission image generation unit 126 corresponds to the image reconstruction unit of the present invention. The measured SPECT projection data corresponds to the measured emission projection data and the measured projection data of the present invention.

ＳＰＥＣＴ画像生成部１２８は、実測ＳＰＥＣＴ投影データと吸収係数マップに基づいて、ＭＬ−ＥＭ法による画像再構成を行ってＳＰＥＣＴ画像を生成する。ＭＬ−ＥＭ法による画像再構成では、吸収係数マップを利用して吸収補正を行いながら画像再構成を行う。   The SPECT image generation unit 128 generates an SPECT image by performing image reconstruction by the ML-EM method based on the measured SPECT projection data and the absorption coefficient map. In image reconstruction using the ML-EM method, image reconstruction is performed while performing absorption correction using an absorption coefficient map.

また、図１０に示すＸ線管１２２およびＸ線検出器１２３に代えて、図１１に示すように、外部線源１３１およびγ線検出器１３２を備えて、吸収係数マップを生成してもよい。すなわち、ＳＰＥＣＴ装置１３０は、外部線源１３１と、γ線検出器１３２と、トランスミッションデータ収集部１３３とを備えている。外部線源１３１は、例えば９９ｍＴｃが用いられる。外部線源１３１の照射口には、コリメータ１３１ａが設けられており、ファンビームを照射するようになっている。γ線検出器１３２の入射面側には、ファンビームコリメータ１３２ａが設けられている。なお、外部線源１３１は、被検体Ｍに向けてファン状のγ線を照射し、被検体Ｍを透過したγ線は、ファンビームコリメータ１３２ａを経由してγ線検出器１３２に入射する。 Further, instead of the X-ray tube 122 and the X-ray detector 123 shown in FIG. 10, as shown in FIG. 11, an external radiation source 131 and a γ-ray detector 132 may be provided to generate an absorption coefficient map. . That is, the SPECT apparatus 130 includes an external radiation source 131, a γ-ray detector 132, and a transmission data collection unit 133. For example, 99m Tc is used for the external source 131. A collimator 131a is provided at the irradiation port of the external source 131 so as to irradiate a fan beam. A fan beam collimator 132 a is provided on the incident surface side of the γ-ray detector 132. The external radiation source 131 irradiates the subject M with fan-like γ rays, and the γ rays transmitted through the subject M enter the γ-ray detector 132 via the fan beam collimator 132a.

トランスミッションデータ収集部１３３は、γ線検出器１３２で検出されたγ線に基づいて実測トランスミッション投影データを収集する。また、その他の構成は、図１０に示すＳＰＥＣＴ／ＣＴ装置１２０と同じであるので説明を省略する。   The transmission data collection unit 133 collects actually measured transmission projection data based on the γ rays detected by the γ ray detector 132. Other configurations are the same as those of the SPECT / CT apparatus 120 shown in FIG.

トランスミッション画像生成部１２６（図１０）は、実測トランスミッション投影データのデータ幅を直径とする円形領域７３ａよりも広く設定された円形領域７４ａを含む再構成画像領域７４で、実測トランスミッション投影データのみを用いてＭＬ−ＥＭ法による画像再構成を行ってトランスミッション画像を生成する。その後、トランスミッション画像を吸収係数マップに変換し、実測ＳＰＥＣＴ投影データと吸収係数マップに基づいて、吸収補正と画像再構成を行ってＳＰＥＣＴ画像が生成される。   The transmission image generation unit 126 (FIG. 10) uses only the measured transmission projection data in the reconstructed image area 74 including the circular area 74a set wider than the circular area 73a whose diameter is the data width of the measured transmission projection data. Then, image reconstruction is performed by the ML-EM method to generate a transmission image. Thereafter, the transmission image is converted into an absorption coefficient map, and an SPECT image is generated by performing absorption correction and image reconstruction based on the actually measured SPECT projection data and the absorption coefficient map.

なお、ＳＰＥＣＴ／ＣＴ装置１２０およびＳＰＥＣＴ装置１３０の動作は、図７のフローチャートにおいて、吸収補正用投影データの生成（ステップＳ０４）および吸収補正（ステップＳ１２）の工程を含まない。そして、エミッション画像の生成（ステップＳ１３）において、ＳＰＥＣＴ画像生成部１２８は、実測ＳＰＥＣＴ投影データと吸収係数マップに基づいて、ＭＬ−ＥＭ法による画像再構成を行ってＳＰＥＣＴ画像を生成する。   Note that the operations of the SPECT / CT apparatus 120 and the SPECT apparatus 130 do not include the steps of generating absorption correction projection data (step S04) and absorption correction (step S12) in the flowchart of FIG. Then, in the generation of the emission image (step S13), the SPECT image generation unit 128 generates an SPECT image by performing image reconstruction by the ML-EM method based on the measured SPECT projection data and the absorption coefficient map.

本実施例に係るＳＰＥＣＴ／ＣＴ装置１２０およびＳＰＥＣＴ装置１３０によれば、トランスミッションデータ収集部１２５，１３３は、被検体Ｍに対して異なる複数の方向からの実測トランスミッション投影データを収集する。トランスミッション画像生成部１２６は、実測トランスミッション投影データのデータ幅を直径とする円形領域７３ａよりも広く設定された円形領域７４ａを含む再構成画像領域７４で、実測トランスミッション投影データのみを用いてＭＬ−ＥＭ法による画像再構成を行ってトランスミッション画像を生成している。ＭＬ−ＥＭ法による画像再構成の再構成画像領域を広く設定することにより、実測トランスミッション投影データが、被検体Ｍが検出範囲からはみ出してトランケーションしている場合でも揃っている実測トランスミッション投影データのみでトランケーション部分の画像を推定することができる。揃っている実測トランスミッション投影データは、トランスミッション画像を生成するための投影データに推定された部分を有することによる誤差が生じないので、投影データ間の整合性が高くアーチファクトを低減させることができる。パラメータの最適化などの設定をほとんど必要としなく、トランケーション部分の画像推定が行われたトランスミッション画像を容易に取得することができる。   According to the SPECT / CT apparatus 120 and the SPECT apparatus 130 according to the present embodiment, the transmission data collection units 125 and 133 collect measured transmission projection data from a plurality of different directions with respect to the subject M. The transmission image generation unit 126 is a reconstructed image area 74 including a circular area 74a set wider than a circular area 73a whose diameter is the data width of the measured transmission projection data, and uses only the measured transmission projection data to perform ML-EM. A transmission image is generated by performing image reconstruction by the method. By setting a wide reconstructed image area for image reconstruction by the ML-EM method, the measured transmission projection data can be obtained only by the measured transmission projection data that is complete even when the subject M is out of the detection range and is truncated. An image of the truncation part can be estimated. Since the measured transmission projection data that has been prepared does not cause an error due to having an estimated portion in the projection data for generating a transmission image, the consistency between the projection data is high and artifacts can be reduced. Almost no setting such as parameter optimization is required, and a transmission image in which an image of a truncation portion is estimated can be easily obtained.

また、実測ＳＰＥＣＴ投影データに基づいてトランスミッション画像を利用したＭＬ−ＥＭ法による画像再構成を行ってＳＰＥＣＴ画像を生成するＳＰＥＣＴ画像生成部と、をさらに備えている。これにより、トランケーション部分の画像が推定されたトランスミッション画像を利用したＭＬ−ＥＭ法による画像再構成を行うことにより、ＳＰＥＣＴ画像生成部１２８は、吸収補正とエミッション画像の生成を行っている。そのため、トランスミッション画像のトランケーション部分に起因するＳＰＥＣＴ画像のアーチファクトを低減させることができる。   Further, a SPECT image generation unit that generates an SPECT image by performing image reconstruction by the ML-EM method using the transmission image based on the measured SPECT projection data is further provided. Thereby, the SPECT image generation unit 128 performs absorption correction and generation of an emission image by performing image reconstruction by the ML-EM method using the transmission image in which the image of the truncation portion is estimated. Therefore, the SPECT image artifact caused by the truncation portion of the transmission image can be reduced.

本発明は、上記実施形態に限られることはなく、下記のように変形実施することができる。   The present invention is not limited to the above embodiment, and can be modified as follows.

（１）上述した各実施例では、トランスミッション画像を生成するＸ線ＣＴ画像作成部５１およびトランスミッション画像作成部９７，１２６は、図２に示すファンビームを照射することによるトランケーションした実測投影データに対して画像再構成を行っていた。しかしながら、図１２に示すように、エミッション画像を生成するＰＥＴ画像生成部５５およびＳＰＥＣＴ画像生成部１２８は、被検体Ｍが検出範囲からはみ出すことによるトランケーションした実測投影データに対しても、トランスミッション画像を生成した同様の処理で画像再構成を行ってもよい。   (1) In each of the embodiments described above, the X-ray CT image creation unit 51 and the transmission image creation units 97 and 126 that generate the transmission image perform the truncation on the actually measured projection data obtained by irradiating the fan beam shown in FIG. Image reconstruction. However, as shown in FIG. 12, the PET image generation unit 55 and the SPECT image generation unit 128 that generate the emission image also transmit the transmission image to the actually measured projection data that is truncated when the subject M protrudes from the detection range. Image reconstruction may be performed by the generated similar processing.

すなわち、実施例１〜３において、ＰＥＴ画像生成部５５は、実測ＰＥＴ投影データのデータ幅を直径とする円形領域７３ａよりも広く設定された円形領域７４ａを含む再構成画像領域７４で、実測ＰＥＴ投影データのみを用いてＭＬ−ＥＭ法による画像再構成を行ってＰＥＴ画像を生成する。これにより、実測投影データが、被検体が検出範囲からはみ出してトランケーションしている場合でも揃っている実測投影データのみでトランケーション部分の画像を推定することができる。なお、この場合、ＰＥＴ画像生成部５５は、本発明の画像再構成部に相当する。   That is, in the first to third embodiments, the PET image generation unit 55 uses the measured PET in the reconstructed image area 74 including the circular area 74a that is set wider than the circular area 73a whose diameter is the data width of the measured PET projection data. A PET image is generated by performing image reconstruction by the ML-EM method using only projection data. Thereby, even when the measured projection data is truncated when the subject protrudes from the detection range, the image of the truncation portion can be estimated only by the measured projection data that is complete. In this case, the PET image generation unit 55 corresponds to the image reconstruction unit of the present invention.

また、実施例４において、ＳＰＥＣＴ画像生成部１２８は、実測ＳＰＥＣＴ投影データのデータ幅を直径とする円形領域７３ａよりも広く設定された円形領域７４ａを含む再構成画像領域７４で、実測ＳＰＥＣＴ投影データのみを用いてトランスミッション画像を利用したＭＬ−ＥＭ法による画像再構成を行ってＳＰＥＣＴ画像を生成する。これにより、実測ＳＰＥＣＴ投影データが、被検体Ｍが検出範囲からはみ出してトランケーションしている場合でも揃っている実測投影データのみでトランケーション部分の画像を推定することができる。また、吸収補正も行うことができる。なお、この場合、ＳＰＥＣＴ画像生成部１２８は、本発明の画像再構成部に相当する。   In the fourth embodiment, the SPECT image generation unit 128 is the reconstructed image region 74 including the circular region 74a set wider than the circular region 73a whose diameter is the data width of the actual SPECT projection data. The SPECT image is generated by performing image reconstruction by the ML-EM method using the transmission image using only the transmission image. As a result, even when the measured SPECT projection data is truncated when the subject M is out of the detection range, the image of the truncation portion can be estimated only by the measured projection data. Absorption correction can also be performed. In this case, the SPECT image generation unit 128 corresponds to the image reconstruction unit of the present invention.

（２）上述した各実施例および各変形例、例えば実施例１では、Ｘ線ＣＴ装置４は、Ｘ線管４２とＸ線検出器４３を備え、Ｘ線ＣＴデータ収集部４６は、１つのＸ線検出器４３で検出されたＸ線に基づいて実測Ｘ線ＣＴ投影データを収集していた。しかしながら、図１３（ａ）に示すように、Ｘ線ＣＴ装置１４０は、２つ（複数）のＸ線管４２ａ，４２ｂと２つのＸ線検出器４３ａ，４３ｂを備え、Ｘ線ＣＴデータ収集部４６は、２つのＸ線検出器４３ａ，４３ｂで検出されたＸ線に基づいて実測Ｘ線ＣＴ投影データを収集してもよい。   (2) In each of the above-described embodiments and modifications, for example, in Embodiment 1, the X-ray CT apparatus 4 includes the X-ray tube 42 and the X-ray detector 43, and the X-ray CT data collection unit 46 has one Actually measured X-ray CT projection data was collected based on the X-rays detected by the X-ray detector 43. However, as shown in FIG. 13A, the X-ray CT apparatus 140 includes two (plural) X-ray tubes 42a and 42b and two X-ray detectors 43a and 43b, and an X-ray CT data acquisition unit. 46 may collect measured X-ray CT projection data based on the X-rays detected by the two X-ray detectors 43a and 43b.

例えば、Ｘ線検出器４３ａ，４３ｂは、検出範囲の大きさが異なっていてもよい。図１３（ｂ）は、サイノグラム１４１の一例を示す図であり、符号１４２は、検出領域の大きさが異なることにより実測ＣＴ投影データの無い部分を示す。この場合、Ｘ線ＣＴ画像生成部は、図１３中の実測ＣＴ投影データのデータ幅が大きい方を基準として、そのデータ幅を直径とする円形領域７３ａよりも広く設定された円形領域７４ａを含む再構成画像領域７４で、実測ＣＴ投影データのみを用いてＭＬ−ＥＭ法による画像再構成を行ってＸ線ＣＴ画像を生成する。これにより、符号１４２の実測ＣＴ投影データが無い部分を含めて、被検体Ｍが検出範囲からはみ出してトランケーションしている場合でも揃っている実測投影データのみでトランケーション部分の画像を推定することができる。なお、Ｘ線ＣＴ装置４に限定されず、実施例３の外部線源９１とγ線検出器９２に適用させてもよく、実施例４のＳＰＥＣＴ／ＣＴ装置１２０およびＳＰＥＣＴ装置１３０に適用させてもよい。なお、Ｘ線管とＸ線検出器（放射線検出器）は、３つ以上であってもよい。また、符号１４３は、実測ＣＴ投影データを有する部分を示す。   For example, the X-ray detectors 43a and 43b may have different detection ranges. FIG. 13B is a diagram showing an example of the sinogram 141, and reference numeral 142 indicates a portion where there is no measured CT projection data due to the difference in the size of the detection region. In this case, the X-ray CT image generation unit includes a circular region 74a that is set wider than the circular region 73a having the data width as a diameter with reference to the larger data width of the actually measured CT projection data in FIG. In the reconstructed image region 74, an X-ray CT image is generated by performing image reconstruction by the ML-EM method using only measured CT projection data. As a result, the image of the truncation portion can be estimated only with the measured projection data that is complete even when the subject M is out of the detection range and includes the portion with no measured CT projection data of reference numeral 142. . Note that the present invention is not limited to the X-ray CT apparatus 4 and may be applied to the external radiation source 91 and the γ-ray detector 92 of the third embodiment, and may be applied to the SPECT / CT apparatus 120 and the SPECT apparatus 130 of the fourth embodiment. Also good. Three or more X-ray tubes and X-ray detectors (radiation detectors) may be used. Reference numeral 143 denotes a portion having measured CT projection data.

（３）上述した各実施例および各変形例では、逐次近似法としてＭＬ−ＥＭ法を用いていたがこれに限定されない。例えば、ＯＳ−ＥＭ（ordered subsets - expectation maximization）法、ＲＡＭＬＡ（row-action maximum likelihood algorithm）法、ＤＲＡＭＡ（dynamic RAMLA）法を用いてもよい。   (3) In each embodiment and each modification described above, the ML-EM method is used as the successive approximation method, but the present invention is not limited to this. For example, an OS-EM (ordered subsets-expectation maximization) method, a RAMLA (row-action maximum likelihood algorithm) method, or a DRAMA (dynamic RAMLA) method may be used.

（４）上述した各実施例および各変形例では、放射線断層撮影装置は、ＰＥＴ／ＣＴ装置１，９０およびＳＰＥＣＴ／ＣＴ装置１２０の複数の撮影装置（モダリティ）で構成されていたが、ＰＥＴ装置、ＳＰＥＣＴ装置およびＸ線ＣＴ装置等の単体の撮影装置で構成されていてもよい。また、複数の撮影装置の配置順序等が実施例と異なっていてもよい。   (4) In each of the above-described embodiments and modifications, the radiation tomography apparatus is configured by a plurality of imaging apparatuses (modalities) of the PET / CT apparatuses 1 and 90 and the SPECT / CT apparatus 120. In addition, a single imaging apparatus such as a SPECT apparatus or an X-ray CT apparatus may be used. Further, the arrangement order of the plurality of photographing devices may be different from that of the embodiment.

（５）上述した各実施例および各変形例において、ベッド装置２は、被検体Ｍが載置された天板２ａをＰＥＴ装置３、Ｘ線ＣＴ装置４、ＳＰＥＣＴ／ＣＴ装置１２０およびＳＰＥＣＴ１３０等に対して相対的に移動していた。しかしながら、被検体Ｍが載置された天板２ａに対してＰＥＴ装置３、Ｘ線ＣＴ装置４、ＳＰＥＣＴ／ＣＴ装置１２０およびＳＰＥＣＴ１３０等を移動する構成であってもよい。   (5) In each embodiment and each modification described above, the bed apparatus 2 uses the top plate 2a on which the subject M is placed as the PET apparatus 3, the X-ray CT apparatus 4, the SPECT / CT apparatus 120, the SPECT 130, and the like. It moved relatively. However, the PET apparatus 3, the X-ray CT apparatus 4, the SPECT / CT apparatus 120, the SPECT 130, and the like may be moved with respect to the top 2a on which the subject M is placed.

（６）上述した各実施例および各変形例において、ＰＥＴデータ収集部３６、Ｘ線ＣＴデータ収集部４６、トランスミッションデータ収集部９６，１２５，１３３およびＳＰＥＣＴデータ収集部１２４は、本発明のデータ収集部に相当する。   (6) In each of the above-described embodiments and modifications, the PET data collection unit 36, the X-ray CT data collection unit 46, the transmission data collection units 96, 125, 133, and the SPECT data collection unit 124 are the data collection of the present invention. It corresponds to the part.

１，９０ … ＰＥＴ／ＣＴ装置
２ａ … 天板
３ … ＰＥＴ装置
４ … Ｘ線ＣＴ装置
３６ … ＰＥＴデータ収集部
４６ … Ｘ線ＣＴデータ収集部
５１ … Ｘ線ＣＴ画像生成部
５３ … 補正用投影データ生成部
５４ … 吸収補正部
５５ … ＰＥＴ画像生成部
６１ … 主制御部
６４ … 記憶部
７０ … サイノグラム
７１ … 実測ＣＴ投影データ
７２ … データ幅
７３ … 再構成画像領域
７３ａ… 円形領域（有効視野）
７４ … 再構成画像領域
７４ａ… 円形領域（有効視野）
９６，１２５ … トランスミッションデータ収集部
９７，１２６，１３３ … トランスミッション画像生成部
１２０… ＳＰＥＣＴ／ＣＴ装置
１２４… ＳＰＥＣＴデータ収集部
１２８… ＳＰＥＣＴ画像生成部
１３０… ＳＰＥＣＴ装置 DESCRIPTION OF SYMBOLS 1,90 ... PET / CT apparatus 2a ... Top plate 3 ... PET apparatus 4 ... X-ray CT apparatus 36 ... PET data collection part 46 ... X-ray CT data collection part 51 ... X-ray CT image generation part 53 ... Correction projection data Generation unit 54 ... Absorption correction unit 55 ... PET image generation unit 61 ... Main control unit 64 ... Storage unit 70 ... Sinogram 71 ... Actual CT projection data 72 ... Data width 73 ... Reconstructed image area 73a ... Circular area (effective visual field)
74 ... Reconstructed image area 74a ... Circular area (effective field of view)
96, 125 ... Transmission data collection unit 97, 126, 133 ... Transmission image generation unit 120 ... SPECT / CT device 124 ... SPECT data collection unit 128 ... SPECT image generation unit 130 ... SPECT device

Claims (13)

被検体に対して異なる複数の方向から収集された実測投影データに基づいて放射線断層画像を生成する放射線断層画像生成装置において、
前記実測投影データのデータ幅を直径とする円形領域よりも広く設定された円形領域を含む再構成画像領域で、前記実測投影データのみを用いて逐次近似画像再構成を行う画像再構成部を備えていることを特徴とする放射線断層画像生成装置。 In a radiation tomographic image generation device that generates a radiation tomographic image based on measured projection data collected from a plurality of different directions with respect to a subject,
An image reconstruction unit that performs successive approximation image reconstruction using only the measured projection data in a reconstructed image area including a circular area set wider than a circular area having a diameter of the data width of the measured projection data. A radiation tomographic image generation apparatus characterized by comprising: 請求項１に記載の放射線断層画像生成装置において、
前記画像再構成部は、前記広く設定された円形領域を含む再構成画像領域の初期画像に、天板に対応する画素値を吸収係数とする先見情報を与えることを特徴とする放射線断層画像生成装置。 The radiation tomographic image generation apparatus according to claim 1,
The image reconstruction unit is configured to provide foresight information having a pixel value corresponding to a top plate as an absorption coefficient to an initial image of a reconstructed image region including the widely set circular region, and generating a radiation tomographic image apparatus. 請求項１または２に記載の放射線断層画像生成装置において、
前記画像再構成部は、前記広く設定された円形領域を含む再構成画像領域の初期画像に、天板内部に対応する画素値を０とする先見情報を与えることを特徴とする放射線断層画像生成装置。 The radiation tomographic image generating apparatus according to claim 1 or 2,
Radiation tomographic image generation characterized in that the image reconstruction unit gives foreseeing information with a pixel value corresponding to 0 in the top plate to an initial image of the reconstructed image region including the widely set circular region apparatus. 請求項１から３のいずれかに記載の放射線断層画像生成装置において、
前記画像再構成部は、前記広く設定された円形領域を含む再構成画像領域の初期画像に、予め設定された天板位置よりも低い画素値を０とする先見情報を与えることを特徴とする放射線断層画像生成装置。 The radiation tomographic image generation device according to any one of claims 1 to 3,
The image reconstruction unit provides foreseeing information having a pixel value lower than a preset top position to 0 to an initial image of a reconstructed image region including the widely set circular region. Radiation tomographic image generator. 請求項１から４のいずれかに記載の放射線断層画像生成装置において、
前記実測投影データは、実測トランスミッション投影データと実測エミッション投影データであり、
前記画像再構成部は、実測トランスミッション投影データのデータ幅を直径とする円形領域よりも広く設定された円形領域を含む再構成画像領域で、前記実測トランスミッション投影データのみを用いて逐次近似画像再構成を行ってトランスミッション画像を生成するトランスミッション画像生成部であり、
前記トランスミッション画像に基づいて求められた吸収補正用投影データを用いて実測エミッション投影データに対して吸収補正を行う吸収補正部と、
前記吸収補正部で吸収補正された前記実測エミッション投影データに基づいて画像再構成を行ってエミッション画像を生成するエミッション画像生成部と、をさらに備えていることを特徴とする放射線断層画像生成装置。 The radiation tomographic image generation device according to any one of claims 1 to 4,
The measured projection data is measured transmission projection data and measured emission projection data,
The image reconstruction unit is a reconstructed image region including a circular region set wider than a circular region whose diameter is the data width of the measured transmission projection data, and sequentially approximates image reconstruction using only the measured transmission projection data. Is a transmission image generation unit that generates a transmission image by performing
An absorption correction unit that performs absorption correction on the measured emission projection data using the absorption correction projection data obtained based on the transmission image;
A radiation tomographic image generation apparatus, further comprising: an emission image generation unit configured to perform image reconstruction based on the actually measured emission projection data subjected to absorption correction by the absorption correction unit to generate an emission image. 請求項５に記載の放射線断層画像生成装置において、
前記エミッション画像生成部は、前記吸収補正部で吸収補正された実測エミッション投影データのデータ幅を直径とする円形領域よりも広く設定された円形領域を含む再構成画像領域で、前記吸収補正部で吸収補正された実測エミッション投影データのみを用いて逐次近似画像再構成を行ってエミッション画像を生成することを特徴とする放射線断層画像生成装置。 The radiation tomographic image generation device according to claim 5,
The emission image generation unit is a reconstructed image region including a circular region set wider than a circular region having a diameter of the data width of the actually measured emission projection data subjected to absorption correction by the absorption correction unit. A radiation tomographic image generation apparatus characterized by generating an emission image by performing successive approximation image reconstruction using only measured emission projection data subjected to absorption correction. 請求項１から４のいずれかに記載の放射線断層画像生成装置において、
前記実測投影データは、実測トランスミッション投影データと実測エミッション投影データであり、
前記画像再構成部は、実測トランスミッション投影データのデータ幅を直径とする円形領域よりも広く設定された円形領域を含む再構成画像領域で、前記実測トランスミッション投影データのみを用いて逐次近似画像再構成を行ってトランスミッション画像を生成するトランスミッション画像生成部であり、
前記実測エミッション投影データに基づいて前記トランスミッション画像を利用した逐次近似画像再構成を行ってエミッション画像を生成するエミッション画像生成部と、をさらに備えていることを特徴とする放射線断層画像生成装置。 The radiation tomographic image generation device according to any one of claims 1 to 4,
The measured projection data is measured transmission projection data and measured emission projection data,
The image reconstruction unit is a reconstructed image region including a circular region set wider than a circular region whose diameter is the data width of the measured transmission projection data, and sequentially approximates image reconstruction using only the measured transmission projection data. Is a transmission image generation unit that generates a transmission image by performing
A radiation tomographic image generation apparatus, further comprising: an emission image generation unit configured to perform successive approximation image reconstruction using the transmission image based on the measured emission projection data to generate an emission image. 請求項７に記載の放射線断層画像生成装置において、
前記エミッション画像生成部は、実測エミッション投影データのデータ幅を直径とする円形領域よりも広く設定された円形領域を含む再構成画像領域で、前記実測エミッション投影データのみを用いて前記トランスミッション画像を利用した逐次近似画像再構成を行ってエミッション画像を生成することを特徴とする放射線断層画像生成装置。 The radiation tomographic image generation device according to claim 7,
The emission image generation unit uses the transmission image by using only the measured emission projection data in a reconstructed image area including a circular area set wider than a circular area whose diameter is the data width of the measured emission projection data. A radiation tomographic image generation apparatus that performs the successive approximation image reconstruction and generates an emission image. 請求項１から４のいずれかに記載の放射線断層画像生成装置において、
前記放射線断層画像は、エミッション画像であることを特徴とする放射線断層画像生成装置。 The radiation tomographic image generation device according to any one of claims 1 to 4,
The radiation tomographic image generation apparatus, wherein the radiation tomographic image is an emission image. 請求項１から４のいずれかに記載の放射線断層画像生成装置において、
前記放射線断層画像は、トランスミッション画像であることを特徴とする放射線断層画像生成装置。 The radiation tomographic image generation device according to any one of claims 1 to 4,
The radiation tomographic image generating apparatus, wherein the radiation tomographic image is a transmission image. 請求項１から４のいずれかに記載の放射線断層画像生成装置において、
前記実測投影データは、複数の放射線検出器により収集されたものであることを特徴とする放射線断層画像生成装置。 The radiation tomographic image generation device according to any one of claims 1 to 4,
3. The radiation tomographic image generation apparatus according to claim 1, wherein the actual projection data is collected by a plurality of radiation detectors. 放射線断層画像を生成する放射線断層撮影装置であって、
被検体に対して異なる複数の方向から実測投影データを収集するデータ収集部と、
前記実測投影データのデータ幅を直径とする円形領域よりも広く設定された円形領域を含む再構成画像領域で、前記実測投影データのみを用いて逐次近似画像再構成を行う画像再構成部と、
を備えていることを特徴とする放射線断層撮影装置。 A radiation tomography apparatus for generating a radiation tomographic image,
A data collection unit for collecting measured projection data from a plurality of different directions with respect to the subject;
An image reconstruction unit that performs successive approximation image reconstruction using only the measured projection data in a reconstructed image region that includes a circular region set wider than a circular region having a data width of the measured projection data as a diameter;
A radiation tomography apparatus comprising: 被検体に対して異なる複数の方向から収集された実測投影データに基づいて放射線断層画像を生成する処理をコンピュータに実行させるための放射線断層画像生成プログラムであって、
前記実測投影データのデータ幅を直径とする円形領域よりも広く設定された円形領域を含む再構成画像領域で、前記実測投影データのみを用いて逐次近似画像再構成を行う工程を備えていることを特徴とする放射線断層画像生成プログラム。 A radiation tomographic image generation program for causing a computer to execute a process of generating a radiation tomographic image based on measured projection data collected from a plurality of different directions with respect to a subject,
A step of performing successive approximation image reconstruction using only the measured projection data in a reconstructed image area including a circular area set wider than a circular area whose diameter is the data width of the measured projection data. A radiation tomographic image generation program characterized by
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