JP2014052353A - 画像処理方法及び核医学診断装置 - Google Patents

Abstract

【課題】高精度な画像を取得する。
【解決手段】測定対象より放出された放射線の検出結果に基づく測定データにより、前記測定対象に関する画像を取得する画像処理方法において、前記測定対象より放出された一対の放射線を検出し、検出した測定データから画像を再構成して第１画像を取得する第１画像再構成ステップと、前記測定対象より放出された単一の放射線を検出し、検出した測定データから画像を再構成して第２画像を取得する第２画像再構成ステップと、前記第１画像再構成ステップにより得られる第１画像と、前記第２画像再構成ステップにより得られる第２画像とを用いて最終画像を生成する最終画像生成ステップとを有することにより、上記課題を解決する。
【選択図】図１

Description

本願は、画像処理方法及び核医学診断装置に係り、特に高感度で高精度な画像を取得するための画像処理方法及び核医学診断装置に関する。

従来では、人体や動物等の被検体内等を診断するための画像の取得方法として、ＰＥＴ（Ｐｏｓｉｔｒｏｎ Ｅｍｉｓｓｉｏｎ Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ：ポジトロン断層法）が知られている。また、ＰＥＴ装置は、被検体に投与された放射性同位元素（ＲＩ）の体内分布を映像化することができる。

ここで、ＰＥＴ装置を用いた診断方法は、まず被検体内にポジトロン（陽電子）を放出する放射性同位元素で標識された検査用薬剤を、注射や吸入等により導入する。体内に導入された検査用薬剤は、代謝により特定の部位に蓄積される。このとき、検査用薬剤に標識化された放射性同位元素は、陽電子を放出し、その放出された陽電子と周囲の電子とが結合して消滅し、２本のガンマ線が反対方向に放出される。

そこで、ＰＥＴ装置を用いた診断方法では、この２本のガンマ線を検出してコンピュータで処理することで、被検体における放射性同位元素の分布画像データを取得することができ、この分布画像データを再構成して得られる診断画像により被検体の診断を行うことができる。

また、ＰＥＴで用いられるガンマ線（放射線）検出器としては、例えばシンチレーション検出器（例えば、ＢＧＯ（ゲルマン酸ビスマス），ＬＳＯ（正ケイ酸ルテチウム））等が用いられている。シンチレーション検出器は、比較的コストを低く作成することができるが、入射ガンマ線を光に変換した後、その光を光電子増倍管で電気信号へ変換するため、その変換過程において、空間分解能やエネルギー分解能等による劣化が生じていた。

そこで、従来では、半導体検出器を用いて、ガンマ線から直接電気信号へ変換する方法があるが、例えばＣｄＴｅ（テルル化カドミウム）等の半導体検出器は、従来のシンチレーション検出器と比べて、高分解能・高エネルギー分解能であるが、例えばシンチレーション検出器と比較すると感度が劣り、またコストも高くなる。

なお、従来では、コンプトン散乱を検出し、その検出結果を用いて一対の検出器から同時計数（両側コインシデンス（ｃｏｉｎｃｉｄｅｎｃｅ））でのガンマ線発生箇所の補正を行う手法が存在する（例えば、特許文献１参照）。また、従来では、真のイベントと偶発のイベントの選別で、コンプトン散乱のデータから円錐体（コーン）を再構成する手法が存在する。なお、コインシデンス検出は、例えば、一対を構成する各検出器で入射時刻が略一致する２つ以上の検出データがある場合、それらの検出データを有効と判定し、ガンマ線入射時刻が一致しない検出データを無効と判定して破棄し、それらの処理で得られる検出データを用いて画像再構成を行い、診断画像等を取得するものである。

特開２００８−２３２６４１号公報 特表２００８−５２２１６８号公報

ところで、上述したような半導体検出器を用いて感度を向上させるためには、例えばＣｄＴｅ結晶等の半導体結晶の体積を増加させる必要がある。しかしながら、ＣｄＴｅ等の半導体の体積を増やすとコストが高くなってしまう。

また、上述した特許文献１や特許文献２に示すような手法は、例えば角度揺動等による１８０度方向からのずれをコンプトンカメラの原理で計測し、ずれがあった場合に、そのずれを考慮して発生位置から画像を再構成したり、コンプトン散乱のデータから円錐体（コーン）を再構成するといった同時計数イベントを補正するための手法であり、画像化に有効なイベントの総数は変化しないため、高感度な画像を取得することはできない。

そこで、開示の技術は、上述した問題点に鑑みなされたものであり、高感度で高精度な画像を取得するための画像処理方法及び核医学診断装置を提供することを目的とする。

開示の一態様の画像処理方法は、測定対象より放出された放射線の検出結果に基づく測定データにより、前記測定対象に関する画像を取得する画像処理方法において、前記測定対象より放出された一対の放射線を検出し、検出した測定データから画像を再構成して第１画像を取得する第１画像再構成ステップと、前記測定対象より放出された単一の放射線を検出し、検出した測定データから画像を再構成して第２画像を取得する第２画像再構成ステップと、前記第１画像再構成ステップにより得られる第１画像と、前記第２画像再構成ステップにより得られる第２画像とを用いて最終画像を生成する最終画像生成ステップとを有する。

なお、開示の技術における構成要素、表現又は構成要素の任意の組み合わせを、方法、装置、システム、コンピュータプログラム、記録媒体、データ構造等に適用したものも発明の開示の態様として有効である。

開示の技術によれば、高感度で高精度な画像を取得することができる。

本実施形態における画像処理を説明するためのフローチャートである。 本実施形態における放射線の検出例について説明するための図である。 多光子検出の一例を示す図である。 本実施形態における補正画像を用いた最終画像の生成例を示す図である。 多光子検出のバリエーションの一例を示す図である。 多光子検出を用いた画像用データ判定処理の一例を示すフローチャートである。 核医学診断装置の機能構成の一例を示す図である。 本実施形態における画像処理が実現可能なハードウェア構成の一例を示す図である。 本実施形態における核医学診断装置を設けた荷電粒子線治療装置の一例を示す図（その１）である。 本実施形態における核医学診断装置を設けた荷電粒子線治療装置の一例を示す図（その２）である。

＜開示の技術について＞
開示の技術は、例えばＰＥＴ装置等の核医学診断装置等において診断画像等を作成する分野に関し、従来はノイズとして無視していた一対を構成する各検出器で同時に計数されていない信号を利用することによって検出器の感度を向上させる。

具体的に説明すると、通常のＰＥＴの信号は、測定対象を中心にして両側に配置した一対の半導体検出器のそれぞれから同時に信号が得られたときに１つの放射線をカウントする（一対の放射線（両側コインシデンス）検出）。

一方、一対を構成する検出器のうち、片側の検出器では検出されず、もう片方の検出器で単一の放射線から複数（例えば、２つ）の信号（例えば、光子）が得られる場合がある（単一の放射線（片側２光子）検出）。従来では、片側のみで単一の放射線から複数の信号が検出された場合（多光子検出された場合）にノイズとして無視していたが、本実施形態では、コンプトンカメラの原理を用いて、放射線の飛来方向をある程度限定し、この単一の放射線検出もカウントして、両側コインシデンスのカウント画像に付加する。これにより、高感度で高精度な画像を取得する。

なお、上述した片側２光子（単一の放射線検出）でのカウントは、放射線の飛来方向をある程度の範囲間でしか絞れないため、単純に加算すれば、両側コインシデンス画像の分解能を劣化させてしまう可能性がある。そこで、本実施形態では、両側コインシデンス画像（一対の放射線検出）と、片側２光子画像（単一の放射線検出）とを用いて補正画像を生成し、生成された補正画像と、両側コインシデンス画像とに基づいて高感度で高分解能（高精度）な最終画像を取得する。

以下に、本発明における画像処理方法及び核医学診断装置を好適に実施した形態について、図面等を用いて説明する。なお、以下の説明では、ＰＥＴを用いた例を示すが、本発明の適用範囲についてはこれに限定されるものではない。

＜画像処理方法について＞
本実施形態における画像処理方法について、フローチャートを用いて説明する。図１は、本実施形態における画像処理を説明するためのフローチャートである。なお、図１では、画像処理についての概略的な説明を行い、具体的な説明については後述する。また、以下の説明では、既に測定対象（被検体）の内部に、検査用薬剤が導入されているものとする。

図１に示すように、本実施形態における画像処理は、例えば半導体検出器等の放射線検出器等を用いて測定対象（被検体）からの放射線を検出し（Ｓ０１）、その検出信号から測定データを取得する（Ｓ０２）。

次に、画像処理は、例えばユーザ等により設定された所定時間等に基づいて、放射線検出による測定を終了するか否かを判断し（Ｓ０３）、測定を終了しない場合（Ｓ０３において、ＮＯ）、所定時間分の測定データを取得するまで、上述した処理を繰り返し行う。なお、測定データは、測定時間情報等と共に記憶手段等に記憶される。

ここで、所定時間とは、例えばユーザ等により設定された時間（例えば、３分、３０分、６０分、９０分、１２０分）でもよく、また、放射線（例えば、ガンマ線）の検出量が所定値以上になるまでの時間でもよく、薬剤の移動量が所定値以下になるまでの時間でもよく、更に放射線が所定の減衰期になるまでの時間でもよい。なお、本実施形態においては、上述の時間に限定されるものではなく、例えば上述した各時間を組み合わせた条件を設定してもよい。

また、画像処理は、Ｓ０３の処理において、測定を終了する場合（Ｓ０３において、ＹＥＳ）、得られた全ての測定データに対して、第１画像用のデータであるか、又は、第２画像用のデータであるかを判定する（Ｓ０４）。ここで、第１画像用のデータとは、例えば上述した一対の検出器により検出された一対の放射線検出データである。また、第２画像用のデータとは、例えば上述した片側の検出器により検出された単一の放射線検出データである。

次に、画像処理は、全ての測定データについて、上述した判定を実行したか否かを判断し（Ｓ０５）、全ての測定データについて実行していない場合（Ｓ０５において、ＮＯ）、Ｓ０４に戻り、処理を継続する。また、画像処理は、全ての測定データについて実行した場合（Ｓ０５について、ＹＥＳ）、第１画像用のデータと判定されたデータ群から第１画像の再構成を行い（Ｓ０６）、第２画像用のデータと判定されたデータ群から第２画像の再構成を行う（Ｓ０７）。

その後、画像処理は、上述した第１画像と第２画像とを用いて最終画像を生成する（Ｓ０８）。Ｓ０８の処理では、例えば第１画像と第２画像とを用いて補正画像を生成し、生成した補正画像と第１画像とを合成（加算）することで、最終画像を生成することができるが、最終画像の生成手法についてはこれに限定されるものではない。最終画像の生成例については後述する。
また、画像処理は、Ｓ０８の処理により生成した最終画像を出力する（Ｓ０９）。Ｓ０９の処理では、最終画像をファイルに出力してもよく、表示手段等の画面に表示してもよい。これにより、本実施形態では、半導体検出器を用いた場合でも感度がよく、高分解能（高精度）な診断画像を取得することができる。

＜本実施形態における放射線の検出例＞
次に、本実施形態における放射線の検出例について図を用いて説明する。図２は、本実施形態における放射線の検出例について説明するための図である。図２（Ａ）は、上述した第１画像を取得するための放射線の検出例（両側コインシデンス（一対の放射線検出））を示し、図２（Ｂ）は、上述した第２画像を取得するための放射線の検出例（片側２光子（多光子検出法を用いた単一の放射線検出））を示している。

図２（Ａ）に示す両側コインシデンスの手法では、測定対象（被検体）内の陽電子１０から対象の方向に放出された放射線（ガンマ線）の光子を、測定対象内の陽電子１０を中心として両側に設けられた放射線検出器１１−１，１１−２により、例えば１光子ずつ検出することで一対の放射線を検出する。なお、本実施形態では、これに限定されるものではなく、一対の検出器のそれぞれで１又は複数の光子のイベント（信号）を検出でき、それが同一の陽電子から放出されたものであると判定できる場合には、一対の放射線を検出したとしてカウントしてもよい。

一方、図２（Ｂ）に示す片側２光子（多光子検出）の手法では、陽電子１０から放出されるガンマ線を、少なくとも一方の放射線検出器１１で検出する。このとき、本実施形態では、コンプトン散乱の原理を利用し、複数の方向に散乱する光子に対して、複数の光子まで処理することで、感度の向上を実現する。なお、複数の光子とは、例えば２光子の散乱分までを検出することが好ましいが、これに限定されるものではなく、３光子以上の所定数までを検出してもよい。

つまり、本実施形態では、多光子検出として、例えば、図２（Ｂ）に示すように、コインシデンスしない片側（単一）２光子を用いて陽電子１０の方向を予測することができるため、この検出結果から第２画像を再構成し、再構成された第２画像と、両側コインシデンスにより得られる第１画像とに基づいて、高感度で高精度な最終画像を取得する。

ここで、図３は、多光子検出の一例を示す図である。なお、多光子検出の一例として片側２光子の検出例を示している。図３（Ａ）は、コンプトン散乱の原理を説明するための図であり、入射光子のエネルギー（Ｅ＝５１１ＫｅＶ）と、散乱光子のエネルギー（Ｅ'）の関係を示している。また、図３（Ｂ）は、第１画像と第２画像とから補正画像を生成するための一例を示す図である。

コンプトンカメラは、コンプトン散乱の原理を用いて散乱した２つの光子の位置や角度を取得するための手法である。図３（Ａ）に示すように、入射されたＸ線に対してＰ＝ｈν／ｃ、Ｅ＝ｈνの関係が成り立つとすると（図３（Ａ）の（ａ））、散乱Ｘ線と反発電子は所定の散乱角θにより散乱する（図３（Ａ）の（ｂ））。ここで、Ｐは運動量を示し、ｈはプランク定数を示し、νは光子の振動数を示し、ｃは光速を示し、ｍは質量を示し、ｖは速さを示している。

したがって、入射光子のエネルギー（Ｅ）と、散乱光子のエネルギー（Ｅ'）の関係は、Ｅ'＝Ｅ／（２−ｃｏｓθ）となる。そのため、本実施形態では、この入射光子のエネルギー（Ｅ）と、散乱光子のエネルギー（Ｅ'）との関係から、同一の陽電子１０から放出されたガンマ線の２光子を検出することができる。また、同じ手法により３光子以上の場合であっても同様に検出することができる。

また、放射線検出器１１により多光子（例えば、片側２光子）が検出できた場合には、図３（Ｂ）に示すように、投影面１２にコーン状の光子の位置情報を投影し、第１画像である両側コインシデンス画像の線源部分と、第２画像であるコーン投影した第２画像とを重ね合わせ、その重なる部分を濃くし、重ならない部分を薄く投影することで、補正画像を生成し、補正画像を用いて最終画像を生成する。

＜最終画像の生成例＞
ここで、図４は、本実施形態における補正画像を用いた最終画像の生成例を示す図である。図４に示すように、まず、上述した第１画像に相当する両側コインシデンス画像と、上述した第２画像に相当する片側２光子画像とを生成し、生成した２つの画像を、例えば画素単位、又は所定の画素数からなる画素領域単位で乗算することで、補正画像を取得する。

次に、上述した第１画像と補正画像とを画素単位又は画素領域単位で合成（加算）することで、最終画像を生成することができる。これにより、本実施形態では、例えば半導体検出器を用いて高感度で高分解能な画像を取得することができる。なお、上述した実施形態を適用することで、例えばシンチレーション検出器を用いた場合であっても高感度で高分解能（高精度）な画像を取得することができる。

なお、上述した多光子検出は、例えば一対の放射線検出器１１のうちの片側のみを使用しているが、本実施形態については、これに限定されるものではなく、例えば一対に構成されている一対（両側）の放射線検出器１１を使用し、各放射線検出器１１において、単一の放射線を検出した場合に、それぞれの検出結果をカウントに加算してもよい。

＜多光子検出のバリエーション＞
ここで、上述した多光子検出手法は、第１画像の取得にも適用することができる。図５は、多光子検出のバリエーションの一例を示す図である。図５の例では、両側コインシデンス検出が行われているか否かにより、第１画像用のデータとして利用するか、第２画像用のデータとして利用するかを判定する例を示している。

例えば、図５（Ａ）〜（Ｃ）に示すように、一対の放射線検出器１１−１，１１−２により、測定対象からの放射線を検出する場合、例えば、図５（Ａ）に示すように一方の検出器１１−１で１光子を検出し、他方の検出器１１−２で２光子を検出した場合には、両方の検出器１１−１，１１−２で検出されているため、合計３光子の検出データを第１画像に利用する。また、図５（Ｂ）に示すように、２つの検出器１１−１，１１−２で共に２光子を検出した場合にも、両方の検出器で検出されているため、合計４光子の検出データを第１画像に利用する。つまり、本実施形態では、両側で１光子ずつのイベントが検出した場合だけでなく、複数の光子が検出された場合でも、その検出データをカウントしてもよい。

一方、図５（Ｃ）に示すように、片側の検出器１１−２のみで２光子を検出した場合には、その２光子の検出データを第２画像に利用する。

このように、得られる検出結果から第１画像用又は第２画像用のデータの判定を行い、その判定結果から第１画像と第２画像を再構成し、それぞれの画像を用いて高感度で高精度な診断画像等を取得することができる。

＜多光子検出を用いた画像用データ判定の具体例＞
次に、上述した多光子検出を用いた画像用データ判定の具体例について、フローチャートを用いて説明する。図６は、多光子検出を用いた画像用データ判定処理の一例を示すフローチャートである。図６の例において、画像用データ判定処理は、両側の検出器で検出しているか否かを判断し（Ｓ１１）、両側の検出器で検出している場合（Ｓ１１において、ＹＥＳ）、片側１光子ずつのイベント（信号）を検出したか否かを判断する（Ｓ１２）。

画像用データ判定処理は、片側１光子ずつのイベントを検出していない場合（Ｓ１２において、ＮＯ）、一方の検出器で最初に入射したイベントが判別可能であるか否かを判断する（Ｓ１３）。画像用データ判定処理は、一方の検出器で最初に入射したイベントが判別可能である場合（Ｓ１３において、ＹＥＳ）、他方の検出器で最初に入射したイベントが判別可能であるか否かを判断する（Ｓ１４）。

ここで、画像用データ判定処理は、上述したＳ１２の処理において、片側１光子ずつのイベントを検出した場合（Ｓ１２において、ＹＥＳ）、又は、Ｓ１４の処理において、他方の検出器で最初に入射したイベントが判別可能である場合（Ｓ１４において、ＹＥＳ）、第１画像用のデータに＋１をカウントする（Ｓ１５）。つまり、Ｓ１３及びＳ１４の処理では、両側の検出器で複数の光子が検出された場合でも各検出器で最初に入射したイベントが判別可能である場合には、第１画像用のデータに＋１をカウントする処理を行う。

また、画像用データ判定処理は、Ｓ１３の処理において、一方の検出器で最初に入力したイベントが判別可能ではない場合（Ｓ１３において、ＮＯ）、Ｓ１４の処理を同様に、他方の検出器で最初に入射したイベントが判別可能であるか否かを判断する（Ｓ１６）。

ここで、画像用データ判定処理は、上述したＳ１４の処理において、他方の検出器で最初に入射イベントが判別可能でない場合（Ｓ１４において、ＮＯ）、又は、Ｓ１６において、他方の検出器で最初に入射イベントが判別可能である場合（Ｓ１６において、ＹＥＳ）、対応する第１画像用のデータ２つに＋０．５をカウントする（Ｓ１７）。なお、Ｓ１７の処理は、例えば上述した図５（Ａ）のような場合に相当し、検出器１１−１で得られた１光子と、検出器１１−２で得られた各光子との組（この場合、２つの組）に＋０．５がカウントされる。

また、画像用データ判定処理は、Ｓ１６の処理において、他方の検出器で最初に入射したイベントが判別可能でない場合（Ｓ１６において、ＮＯ）、対応する第１画像用のデータ４つに＋０．２５をカウントする（Ｓ１８）。なお、Ｓ１８の処理は、例えば上述した図５（Ｂ）のような場合に相当し、検出器１１−１で得られた２光子と、検出器１１−２で得られた２光子との組（この場合、４つの組）に＋０．２５がカウントされる。上述したＳ１７及びＳ１８の処理により、検出結果を無駄にせず有効に活用することができ、更にカウント値を調整することで、高精度な画像を取得することができる。なお、Ｓ１７及びＳ１８の処理でカウントされる値については、この値に限定されるものではなく、適宜設定することができる。

また、画像用データ判定処理は、上述したＳ１１の処理において、両側の検出器で検出していない場合（Ｓ１１において、ＮＯ）、本実施形態では、片側のみで検出すると判断し、次に片側２光子のイベントを検出したか否かを判断する（Ｓ１９）。画像用データ判定処理は、片側２光子のイベントを検出した場合（Ｓ１９において、ＹＥＳ）、対応する第２画像用のデータに＋１カウントする（Ｓ２０）。なお、Ｓ２０の処理は、例えば上述した図５（Ｃ）のような場合に相当する。また、画像用データ判定処理は、片側２光子のイベントを検出していない場合（Ｓ１９において、ＮＯ）、何もしないで処理を終了する。なお、Ｓ１９の処理では、２光子に限定されるものではなく、例えば３光子のイベントも含めてもよい。上述した処理により、第１画像用のデータと第２画像用のデータを適切に判定し、高精度な再構成画像を生成することができる。

＜核医学診断装置：機能構成例＞
次に、上述した画像処理方法を実現する本実施形態における核医学診断装置について、図を用いて説明する。図７は、核医学診断装置の機能構成の一例を示す図である。図７に示す核医学診断装置２０は、放射線測定手段２１と、データ処理手段２２と、記憶手段２３と、画像表示手段２４とを有する。

放射線測定手段２１は、上述した放射線検出器（放射線検出手段）１１と、信号処理手段３１とを有するよう構成されている。また、データ処理手段２２は、コインシデンス判定手段４１と、第１画像再構成手段４２と、第２画像再構成手段４３と、最終画像生成手段４４とを有する。また、記憶手段２３は、測定データ記憶手段５１と、第１画像用データ記憶手段５２と、第２画像用データ記憶手段５３と、画像記憶手段５４とを有する。なお、記憶手段２３は、放射線測定手段２１の内部に設けられていてもよく、データ処理手段２２の内部に設けられていてもよい。

放射線検出器１１は、少なくとも一対の検出器１１−１，１１−２を有し、例えば測定対象から放出された放射線（例えば、ガンマ線）を検出し、検出したガンマ線を電気信号に変換する。なお、放射線検出器１１は、測定対象の周りに複数の検出器を円形に配置した構成としてもよい。また、放射線検出器１１は、例えば半導体検出器を用いることができるが、これに限定されるものではなく、例えばシンチレーション検出器等を用いてもよい。放射線検出器１１は、ガンマ線の電気信号を信号処理手段３１に出力する。

信号処理手段３１は、放射線検出器１１により得られる電気信号（アナログデータ）を所定の測定、診断を行うための測定データ（デジタルデータ）に変換する。信号処理手段３１は、変換された測定データを記憶手段２３に出力し、測定データ記憶手段５１に蓄積させる。また、信号処理手段３１は、例えば信号処理の実行経過（例えば、どの時点までの測定データが記憶手段２３に蓄積されているか）や、実行結果（例えば、所定時間分の測定データが記憶手段２３に蓄積されている）等の各種処理情報を測定データ処理手段２２に出力する。

コインシデンス判定手段４１は、上述したように、予め設定された光子数に基づいて放射線検出器１１により検出された多光子検出等に基づくコインシデンス判定を行う。具体的には、コインシデンス判定手段４１は、上述した図６，６等に示すような処理により、上述した第１画像用のデータであるか、又は、上述した第２画像用のデータであるかを判定する。また、コインシデンンス判定手段４１は、第１画像用のデータと判定された測定データを第１画像用データ記憶手段５２に記憶し、第２画像用のデータと判定された測定データを第１画像用データ記憶手段５３に記憶する。

第１画像再構成手段４２は、放射線測定手段２１から処理結果等から、コインシデンス判定手段４１により第１画像に利用すると判定された所定時間分の測定データを取得し、取得した測定データから画像の再構成を行い、例えば測定対象の断層画像等を取得する。なお、第１画像再構成手段４２は、第１画像用データ記憶手段５２に蓄積される全測定データを用いて画像の再構成を行ってもよく、一部の測定データを用いて画像の再構成を行ってもよい。

第２画像再構成手段４３は、放射線測定手段２１から処理結果等から、コインシデンス判定手段４１により第２画像に利用すると判定された所定時間分の測定データを取得し、取得した測定データから画像の再構成を行い、例えば測定対象の断層画像等を取得する。なお、第２画像再構成手段４３は、第２画像用データ記憶手段５３に蓄積される全測定データを用いて画像の再構成を行ってもよい。

最終画像生成手段４４は、第１画像再構成手段４２により再構成された第１画像と、第２画像再構成手段４３により再構成された第２画像とを用いて最終画像を生成する最終画像生成手段である。具体的には、最終画像生成手段４４は、例えば第１画像と第２画像とを所定の補正係数等を用いて乗算等の算出を行うことにより、補正画像を生成する。また、最終画像生成手段４４は、例えば生成した補正画像と第１画像とを加算することで、最終画像を生成する。

生成された最終画像は、画像記憶手段５４に出力して記憶させてもよく、画像表示手段２４により表示させてもよい。

記憶手段２３は、例えばＨＤＤ（Ｈａｒｄ Ｄｉｓｋ Ｄｒｉｖｅ）やＲＡＭ（Ｒａｎｄｏｍ Ａｃｃｅｓｓ Ｍｅｍｏｒｙ）等を用いることができるが、これに限定されるものではない。

画像表示手段２４は、例えば上述したデータ処理手段２２における各処理経過又は結果の情報や、記憶手段２３に記憶されている各種情報等を画面に表示する。なお、画像表示手段２４は、例えば液晶モニタ等を用いることができるが、これに限定されるものではない。本実施形態では、取得した画像（例えば、診断画像等）を画像表示手段２４に出力することで、ユーザ等に提示することができる。また、本実施形態において、画像表示手段２４は、核医学診断装置２０における処理で何らかのエラーが発生した場合に、そのエラー情報を表示することもできる。

なお、上述の構成において、データ処理手段２２、記憶手段２３、画像表示手段２４は、例えば汎用のＰＣ（Ｐｅｒｓｏｎａｌ Ｃｏｍｐｕｔｅｒ）等により一体に設けられていてもよい。

なお、上述した核医学診断装置２０の各機能構成による処理は、一連の処理を一度に行ってもよく、また例えば放射線測定手段２１から得られた測定データから画像を再構成して記憶するまでの部分と、それ以降の部分等、所定のタイミングで処理を分け、部分毎に時間をずらして処理を行うこともできる。

＜最終画像の算出例＞
ここで、上述した最終画像生成手段４４における最終画像の算出例について具体的に説明する。例えば、本実施形態において、両側コインシデンス画像のｉ番目の画素の画素値をｘ_ｉとし、片側２光子画像のｉ番目の画素の画素値をｙ_ｉとし、補正画像のｉ番目の画素の画素値をｃｙ_ｉとし、最終画像のｉ番目の画素の画素値をｚ_ｉとする。また、片側２光子画像の画素値の合計をｓｙ_ｉとし、補正画像の画素値の合計をｓｃｙ_ｉとする。

その場合、片側２光子画像の画素値の合計は、以下に示す（１）式により得ることができる。また、補正画像のｉ番目の画素の画素値は、以下に示す（２）式により得ることができる。また、補正画像の画素値の合計は、以下に示す（３）式により得ることができる。

したがって、最終画像のｉ番目の画素の画素値は上述した（１）〜（３）式の関係から以下に示す（４）式により得ることができる。

なお、本実施形態における最終画像の算出例については、これに限定されるものではなく、例えば第１画像と第２画像とから補正画像を生成する場合に、所定の補正係数を用いてよい。

＜核医学診断装置２０：ハードウェア構成例＞
ここで、上述した核医学診断装置２０は、例えば放射線測定手段２１を除く各機能をコンピュータに実行させることができる実行プログラム（例えば、画像処理プログラム）を生成し、例えば汎用のＰＣ、サーバ等にその実行プログラムをインストールすることにより、本発明における画像処理等を実現することができる。

ここで、本実施形態における画像処理が実現可能なコンピュータのハードウェア構成例について図を用いて説明する。図８は、本実施形態における画像処理が実現可能なハードウェア構成の一例を示す図である。

図８におけるコンピュータ本体には、入力装置６１と、出力装置６２と、ドライブ装置６３と、補助記憶装置６４と、主記憶装置６５と、各種制御を行うＣＰＵ（Ｃｅｎｔｒａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）６６と、ネットワーク接続装置６７とを有するよう構成されており、これらはシステムバスＢで相互に接続されている。

入力装置６１は、ユーザ等が操作するキーボード及びマウス等のポインティングデバイスを有しており、ユーザ等からのプログラムの実行や設定条件の入力等、各種指示信号を入力する。また、入力装置６１は、外部に設けられた放射線測定手段２１から得られる情報を入力する機能を有していてもよい。

出力装置６２は、本発明における処理を行うためのコンピュータ本体を操作するのに必要な各種ウィンドウやデータ等を表示するディスプレイ等を有し、ＣＰＵ６６が有する制御プログラムによりプログラムの実行経過や結果等を表示することができる。

ここで、本発明においてコンピュータ本体にインストールされる実行プログラムは、例えばＵＳＢ（Ｕｎｉｖｅｒｓａｌ Ｓｅｒｉａｌ Ｂｕｓ）メモリやＣＤ−ＲＯＭ等の可搬型の記録媒体６８等により提供される。プログラムを記録した記録媒体６８は、ドライブ装置６３にセット可能であり、記録媒体６８に含まれる実行プログラムが、記録媒体６８からドライブ装置６３を介して補助記憶装置６４にインストールされる。

補助記憶装置６４は、ハードディスク等のストレージ手段であり、本発明における実行プログラムやコンピュータに設けられた制御プログラム等を蓄積し、必要に応じて入出力を行うことができる。

主記憶装置６５は、ＣＰＵ６６により補助記憶装置６４から読み出された実行プログラム等を格納する。なお、主記憶装置６５は、ＲＯＭ（Ｒｅａｄ Ｏｎｌｙ Ｍｅｍｏｒｙ）やＲＡＭ等からなる。

ＣＰＵ６６は、ＯＳ（Ｏｐｅｒａｔｉｎｇ Ｓｙｓｔｅｍ）等の制御プログラム、及び主記憶装置６５に格納されている実行プログラムに基づいて、各種演算や各ハードウェア構成部とのデータの入出力等、コンピュータ全体の処理を制御して、画像処理における各処理を実現することができる。なお、プログラムの実行中に必要な各種情報等は、補助記憶装置６４から取得することができ、また実行結果等を格納することもできる。

ネットワーク接続装置６７は、通信ネットワーク等と接続することにより、実行プログラムを通信ネットワークに接続されている他の端末等から取得したり、プログラムを実行することで得られた実行結果又は本発明における実行プログラム自体を他の端末等に提供することができる。

上述したようなハードウェア構成により、本発明における画像処理を実行することができる。また、プログラムをインストールすることにより、汎用のＰＣ等で本発明における画像処理を容易に実現することができる。

なお、本実施形態において、放射線を検出する放射線検出器として半導体を用いる場合には、例えばＣ（ダイヤモンド）や４Ｈ−ＳｉＣ（炭化珪素）、ＨｇＩ２（ヨウ化水銀）、ＧａＡｓ（ガリウム砒素）、ＣｄＴｅ（テルル化カドミウム）、ＣＺＴ（カドミウムテルル化亜鉛）、Ｓｉ（シリコン）、Ｇｅ（ゲルマニウム）、ＩｎＳｂ（アンチモン化インジウム）等のうち、少なくとも１つを用いることができるが、これに限定されるものではない。

＜従来との比較例＞
ここで、本実施形態における最終画像における従来との比較例について説明する。比較例としては、ＧＡＴＥ（Ｇｅａｎｔ４ Ａｐｐｌｉｃａｔｉｏｎ ｆｏｒ Ｔａｍｏｇｒａｐｈｉｃ Ｅｍｉｓｓｉｏｎ）コードシミュレーション体系によるシミュレーションを行った。また、装置構成としては、両側の検出器間距離を６０ｃｍとし、線源を視野中心にして、直径約１０ｃｍ、高さ約１０ｃｍの円筒形ファントム（測定対象）を用いて、核種を^１１Ｃ−１．８５ＭＢｑとして、測定時間３分で光子の検出データを測定した。

その結果、従来における両側コインシデンスのみでは、２１．３カウントであったのに対し、本実施形態の手法を適用することで、６２．５カウントとなり、約３倍の感度の向上を実現することができた。また、上述したように感度を向上させることで、高精度な画像を取得することができる。

＜核医学診断装置２０を設けた荷電粒子線治療装置の例＞
なお、本実施形態における核医学診断装置２０は、例えば陽子線や重粒子線等の荷電粒子線を被検体（例えば「患者」）に照射して被検体内の腫瘍（例えば「がん」）の治療を行う荷電粒子線治療装置等に設けられていてもよい。この場合、治療装置は、例えば治療前又は治療後の被検体（測定対象）を診断するための画像を上述した手法により取得することになる。

また、荷電粒子線を被検体に照射すると、荷電粒子線と被検体内の腫瘍の原子核との核反応によって生成されたポジトロン放出核からガンマ線が放出される。このガンマ線を荷電粒子線治療装置に設けられた核医学診断装置２０で検出することで、荷電粒子線を照射した位置を正確に検出できるため、治療計画通りに荷電粒子線を照射できているかを確認することができる。

ここで、図９及び図１０は、本実施形態における核医学診断装置を設けた荷電粒子線治療装置の一例を示す図（その１及びその２）である。なお、図９では、荷電粒子線治療装置７０の概略正面図を示し、図１０では、荷電粒子線治療装置７０の概略斜視図を示している。また、図９及び図１０では、荷電粒子線治療装置７０に含まれる核医学診断装置２０の放射線検出器１１−１，１１−２に関連する部分のみ説明するものとし、それ以外の部分については説明を省略する。

図９及び図１０に示す荷電粒子線治療装置７０は、荷電粒子を加速して荷電粒子線を出射する加速器（不図示）と、加速器から出射された荷電粒子線を寝台７１上の患者Ｐに照射する照射ノズル７２と、荷電粒子線を加速器から照射ノズル７２へ輸送するビーム輸送ライン７３と、照射ノズル７２等を所定の方向に所定の速度で回転可能な回転ガントリー７４とを有している。荷電粒子線治療装置７０は、回転ガントリー７４を回転させることで、患者Ｐに対して任意の方向から荷電粒子線を照射することができる。

更に、図９及び図１０に示す荷電粒子線治療装置７０には、本実施形態における核医学診断装置２０の放射線検出器（ガンマ線検出器）１１−１，１１−２が設けられている。一対の放射線検出器１１−１，１１−２は、ガンマ線を検出しないときには、照射ノズル７２の側方に待機させておき、ガンマ線を検出するときには、図１０に示すように患者Ｐの側方に移動させて検出を行う。

ここで、荷電粒子線治療装置７０は、図９及び図１０に示すように照射ノズル７２が設けられているため、例えば患者Ｐの周囲を３６０°囲むように複数の放射線検出器を環状に配置することは難しい。そこで、本実施形態では、照射ノズル７２による照射の邪魔にならないように、一対の放射線検出器１１−１，１１−２を設けて放射線を検知している。

また、一対の放射線検出器１１−１，１１−２を用いた場合には、複数の放射線検出器を環状に配置した場合と比べて、患者Ｐから放出されるガンマ線の検出量が減ってしまい、得られる画像の感度が低下してしまう可能性があるが、本実施形態における核医学診断装置２０により上述した画像処理方法等を用いることで、高感度で高精度な画像を得ることができる。

上述したように本発明によれば、高感度で高精度な診断画像を取得することができる。つまり、本実施形態によれば、例えば半導体検出器であってもＣｄＴｅ等の半導体結晶の体積を増やすことなく、従来はノイズとして無視していた一対を構成する各検出器で同時に計数されていない信号を利用することによって半導体検出器の感度を向上させることができる。これにより、シンチレーション検出器と同等若しくはそれ以上の感度の向上を実現することができる。また、シンチレーション検出器においても同様の手法を用いて感度の向上を実現することができる。

以上、実施例について詳述したが、特定の実施例に限定されるものではなく、特許請求の範囲に記載された範囲内において、種々の変形及び変更が可能である。また、上述した実施例の構成要素を全部又は複数を組み合わせることも可能である。

１０ 陽電子
１１ 放射線検出器
１２ 投影面
２０ 核医学診断装置
２１ 放射線測定手段
２２ データ処理手段
２３ 記憶手段
２４ 画像表示手段
３１ 信号処理手段
４１ コインシデンス判定手段
４２ 第１画像再構成手段
４３ 第２画像再構成手段
４４ 最終画像生成手段
５１ 測定データ記憶手段
５２ 第１画像用データ記憶手段
５３ 第２画像用データ記憶手段
５４ 画像記憶手段
６１ 入力装置
６２ 出力装置
６３ ドライブ装置
６４ 補助記憶装置
６５ 主記憶装置
６６ ＣＰＵ
６７ ネットワーク接続装置
６８ 記録媒体
７０ 荷電粒子線治療装置
７１ 寝台
７２ 照射ノズル
７３ ビーム輸送ライン
７４ 回転ガントリー

Claims (6)

1. 測定対象より放出された放射線の検出結果に基づく測定データにより、前記測定対象に関する画像を取得する画像処理方法において、
   前記測定対象より放出された一対の放射線を検出し、検出した測定データから画像を再構成して第１画像を取得する第１画像再構成ステップと、
   前記測定対象より放出された単一の放射線を検出し、検出した測定データから画像を再構成して第２画像を取得する第２画像再構成ステップと、
   前記第１画像再構成ステップにより得られる第１画像と、前記第２画像再構成ステップにより得られる第２画像とを用いて最終画像を生成する最終画像生成ステップとを有することを特徴とする画像処理方法。
2. 前記最終画像生成ステップは、
   前記第１画像と前記第２画像とを画素単位で乗算することで補正画像を生成し、前記第１画像と、前記補正画像とを加算することで、最終画像を生成することを特徴とする請求項１に記載の画像処理方法。
3. 前記第２画像再構成ステップは、
   前記単一の放射線から得られる多光子をコンプトン散乱に基づき検出し、検出した測定データから第２画像を再構成することを特徴とする請求項１又は２に記載の画像処理方法。
4. 測定対象より放出された放射線の検出結果に基づく測定データにより、前記測定対象に関する画像を取得する核医学診断装置において、
   前記測定対象より放出された一対の放射線を検出し、検出した測定データから画像を再構成して第１画像を取得する第１画像再構成手段と、
   前記測定対象より放出された単一の放射線を検出し、検出した測定データから画像を再構成して第２画像を取得する第２画像再構成手段と、
   前記第１画像再構成手段により得られる第１画像と、前記第２画像再構成手段により得られる第２画像とを用いて最終画像を生成する最終画像生成手段とを有することを特徴とする核医学診断装置。
5. 前記最終画像生成手段は、
   前記第１画像と前記第２画像とを画素単位で乗算することで補正画像を生成し、前記第１画像と、前記補正画像とを加算することで、最終画像を生成することを特徴とする請求項４に記載の核医学診断装置。
6. 前記第２画像再構成手段は、
   前記単一の放射線から得られる多光子をコンプトン散乱に基づき検出し、検出した測定データから第２画像を再構成することを特徴とする請求項４又は５に記載の核医学診断装置。