JP2017131349A - 医用画像診断装置及び医用画像処理装置 - Google Patents

Abstract

【課題】対象部位の動きの影響が低減された機能画像データを生成すること。【解決手段】実施形態に係る医用画像診断装置は、形態画像データ収集部と、変位算出部と、機能画像データ収集部と、補正部と、調整部とを備える。形態画像データ収集部は、各時相における対象部位の形態画像データを収集する。変位算出部は、複数の形態画像データに基づいて、形態画像データが有する形態画像領域の変位を算出する。機能画像データ収集部は、対象部位に存在する放射性医薬品により発生する放射線に基づいて、各時相における対象部位の機能画像データを収集する。補正部は、前記変位に基づいて、機能画像データにおける対象部位の動きの影響を補正する。調整部は、変位算出部が前記変位の算出に使用する形態画像データの生成に寄与する形態画像用データの収集期間と、補正部が補正する機能画像データの生成に寄与する機能画像用データの収集期間とを合わせる。【選択図】図２

Description

本発明の実施形態は、医用画像診断装置及び医用画像処理装置に関する。

医用画像診断装置の分野では、被検体の形態画像を撮影する装置と、被検体の機能画像を撮影する装置とを一体化させた装置が実用化されている。被検体の形態画像を撮影する装置は、例えば、Ｘ線ＣＴ（Computed Tomography）装置、磁気共鳴イメージング（Magnetic Resonance Imaging：ＭＲＩ）装置である。被検体の機能画像を撮影する装置は、例えば、核医学イメージング装置である。核医学イメージング装置は、例えば、ＰＥＴ（Positron Emission Tomography）装置、ＳＰＥＣＴ（Single Photon Emission Computed Tomography）装置である。

ところが、核医学イメージング装置は、機能画像を撮影するために長い時間を要することがある。このため、機能画像は、対象部位の動きの影響を受けることがある。現在では、例えば、生体信号の相ごとに撮影されるＰＥＴ画像を被検体が息を止めている状態で撮影されるＣＴ画像に合わせて変形し、生体信号の相ごとに撮影されるＰＥＴ画像の動きを補正するＰＥＴ―ＣＴ装置が知られている。

しかし、形態画像の画素と機能画像の画素は、異なる物理量を表している。このため、形態画像と機能画像との位置合わせの精度が不十分なことがある。

特開２００９−１５６８５６号公報

本発明が解決しようとする課題は、対象部位の動きの影響が低減された機能画像を生成することができる医用画像診断装置及び医用画像処理装置を提供することである。

実施形態に係る医用画像診断装置は、形態画像データ収集部と、変位算出部と、機能画像データ収集部と、補正部と、調整部とを備える。形態画像データ収集部は、各時相における対象部位の形態画像データを収集する。変位算出部は、複数の前記形態画像データに基づいて、前記形態画像データが有する形態画像領域の変位を算出する。機能画像データ収集部は、前記対象部位に存在する放射性医薬品により発生する放射線に基づいて、各時相における前記対象部位の機能画像データを収集する。補正部は、前記変位に基づいて、前記機能画像データにおける前記対象部位の動きの影響を補正する。調整部は、前記変位算出部が前記変位の算出に使用する前記形態画像データの生成に寄与する形態画像用データの収集期間と、前記補正部が補正する前記機能画像データの生成に寄与する機能画像用データの収集期間とを合わせる。

図１は、第１の実施形態に係る医用画像診断装置を示す図である。 図２は、第１の実施形態に係る医用画像診断装置の構成例を示す図である。 図３は、第１の実施形態に係る医用画像診断装置が行う処理の一例を示すフローチャートである。 図４は、第１の実施形態に係る形態画像用データの収集期間、機能画像用データの収集期間及び信号取得回路が取得した信号の関係を説明するための図である。 図５は、第１の実施形態に係る医用画像診断装置が行う処理の一例を説明するための図である。 図６は、第２の実施形態に係る形態画像用データの収集期間、機能画像用データの収集期間及び信号取得回路が取得した信号の関係を説明するための図である。 図７は、被検体の心電信号のＲ波が一定の間隔で発生する場合における、第３の実施形態に係る形態画像用データの収集期間、機能画像用データの収集期間及び信号取得回路が取得した信号の関係を説明するための図である。 図８は、被検体の心電信号のＲ波が一定の間隔で発生しない場合における、第３の実施形態に係る形態画像用データの収集期間、機能画像用データの収集期間及び信号取得回路が取得した信号の関係を説明するための図である。 図９は、第４の実施形態に係る形態画像用データの収集期間、機能画像用データの収集期間及び信号取得回路が取得した信号の関係を説明するための図である。 図１０は、第５の実施形態に係る形態画像用データの収集期間、機能画像用データの収集期間及び信号取得回路が取得した信号の関係を説明するための図である。 図１１は、第５の実施形態に係る医用画像診断装置が行う処理の一例を説明するための図である。 図１２は、第１の実施形態から第５の実施形態のいずれか一つに係る医用画像診断装置が図３のステップＳ８及びステップＳ９の処理の代わりに行う処理の一例を説明するための図である。

以下、図面を参照して、実施形態に係る医用画像診断装置及び医用画像処理装置を説明する。なお、以下の実施形態では、重複する説明は適宜省略する。

（第１の実施形態）
まず、図１及び図２を参照しながら、第１の実施形態に係る医用画像診断装置１について説明する。図１は、第１の実施形態に係る医用画像診断装置を示す図である。図２は、第１の実施形態に係る医用画像診断装置の構成例を示す図である。

医用画像診断装置１は、図１及び図２に示すように、寝台２と、形態画像データ撮影装置３と、機能画像データ撮影装置４と、コンソール５とを備える。第１の実施形態では、形態画像データ撮影装置３がＸ線ＣＴ装置であり、機能画像データ撮影装置４がＰＥＴ装置である場合を例に挙げて説明する。また、第１の実施形態では、形態画像データ撮影装置３及び機能画像データ撮影装置４が対象部位である被検体の心臓の心電同期撮影を行う。

寝台２は、図２に示すように、天板２１と、駆動回路２２と、信号取得回路２３とを備える。天板２１は、被検体Ｐが載せられる板状の部材である。駆動回路２２は、例えば、天板２１の下方に設けられている。駆動回路２２は、後述する処理回路５５の撮影制御機能５５１による制御のもと、天板２１をＺ方向に移動させることにより、被検体Ｐを形態画像データ撮影装置３又は機能画像データ撮影装置４の撮影口内に移動させる。ここで、Ｚ方向は、被検体Ｐの体軸方向である。また、図１及び図２において、被検体Ｐの冠状面内でＺ方向と直交する方向をＸ方向と定義する。さらに、図１及び図２において、被検体Ｐの矢状面内でＺ方向と直交する方向をＹ方向と定義する。Ｘ方向、Ｙ方向及びＺ方向は、右手系を形成している。なお、駆動回路２２は、例えば、プロセッサにより実現される。

信号取得回路２３は、被検体Ｐから信号を取得する。この信号は、例えば、被検体Ｐの心電信号である。この場合、信号取得回路２３は、心電計に含まれる。心電信号は、心臓の拍動により発生した電圧の時間的な変化を表す信号である。心電信号には、電圧が一時的に大きくなっているＲ波と呼ばれる波形が出現する。あるＲ波から次のＲ波までが、一回の拍動に対応している。また、信号取得回路２３は、取得した心電信号を後述するデータ記憶回路５３に格納に格納する。なお、信号取得回路２３は、例えば、プロセッサにより実現される。

形態画像データ撮影装置３は、図２に示すように、Ｘ線管球３１と、Ｘ線検出器３２と、回転フレーム３３と、データ収集回路３４とを備える。

Ｘ線管球３１は、被検体Ｐに照射するＸ線を発生させる。また、Ｘ線管球３１は、ウェッジ及びコリメータを有する。ウェッジは、被検体Ｐに照射されるＸ線の線量を調節するためのフィルタである。コリメータは、ウェッジによって線量が調節されたＸ線の照射範囲を絞り込むためのスリットである。

Ｘ線検出器３２は、チャンネル方向及びスライス方向に配列された複数の検出素子を有する。検出素子は、入射したＸ線の強度を検出する。チャンネル方向は、回転フレーム３３の円周方向である。スライス方向は、Ｚ方向である。Ｘ線検出器３２は、例えば、チャンネル方向及びスライス方向において、被検体Ｐの心臓全体のボリュームデータを一回のコンベンショナルスキャンで収集するために必要な数の検出素子を有する。

検出素子は、シンチレータ、フォトダイオード及び検出回路を有する。まず、検出素子は、入射したＸ線をシンチレータにより光に変換する。次に、検出素子は、その光をフォトダイオードにより電荷に変換する。そして、検出素子は、この電荷を検出回路により電気信号に変換し、後述するデータ収集回路３４へ出力する。

回転フレーム３３は、円環状のフレームである。回転フレーム３３は、Ｘ線管球３１とＸ線検出器３２とを被検体Ｐを挟んで対向するように支持する。回転フレーム３３は、後述する処理回路５５の撮影制御機能５５１によって駆動され、被検体Ｐを中心とした円軌道上を高速で回転する。

データ収集回路３４は、検出素子が出力した電気信号に基づいて形態画像用データを生成する。形態画像用データは、形態画像を生成するための投影データである。この投影データは、例えば、サイノグラムである。サイノグラムとは、Ｘ線管球３１の各位置において各検出素子が検出した信号を並べたデータである。ここで、Ｘ線管球３１の位置は、ビューと呼ばれる。サイノグラムは、第１方向をビュー方向とし、第１方向と直交する第２方向をチャンネル方向とする二次元直交座標系に、検出素子が検出したＸ線の強度を割り当てたデータである。データ収集回路３４は、生成したサイノグラムを後述するデータ記憶回路５３へ格納する。なお、データ収集回路３４は、ＤＡＳ（Data Acquisition System）に含まれる。また、データ収集回路３４は、例えば、プロセッサにより実現される。

機能画像データ撮影装置４は、図２に示すように、γ線検出器４１と、同時計数情報収集回路４２とを備える。

γ線検出器４１は、複数の検出器モジュール４１１を有する。検出器モジュール４１１は、シンチレータと、ライトガイドと、光電子増倍管（Photomultiplier Tube：ＰＭＴ）とを有する間接変換型の検出器である。

シンチレータは、被検体Ｐに投与された放射性医薬品に含まれる陽電子が被検体Ｐ内の電子と対消滅することにより略反対方向に放出された一対のγ線を可視光に変換する。シンチレータは、一つの検出器モジュール４１１に複数設けられている。

ライトガイドは、シンチレータで発生した可視光を光電子増倍管へ伝達する。ライトガイドは、例えば、光透過性に優れたプラスチック素材により形成されている。

光電子増倍管は、光電陰極と、複数のダイノードと、陽極とを有する。光電陰極は、シンチレータが出力した可視光を受け、光電効果により光電子を発生させる。ダイノードは、光電陰極で発生した光電子を加速させるための電場を発生させる。光電陰極で発生した光電子は、ダイノードに衝突し、ダイノードから複数の電子を叩き出す。叩き出された複数の電子は、それぞれ次のダイノードに衝突し、ダイノードから複数の電子を叩き出す。この現象が繰り返されることにより、陽極に多数の電子が入射する。陽極に入射した電子は、信号電流となり、同時計数情報収集回路４２へ送られる。ここで、信号電流は、例えば、アナログ形式の波形データである。

上述した複数の検出器モジュール４１１は、シンチレータを内側に向けて筒状に配置され、γ線検出器４１を形成している。

同時計数情報収集回路４２は、γ線検出器４１が有する検出器モジュール４１１から送られた信号電流に基づいて、γ線が入射したシンチレータの位置、シンチレータに入射したγ線のエネルギー及びγ線が検出された時間を算出する。同時計数情報収集回路４２が算出した一組のγ線が入射したシンチレータの位置、シンチレータに入射したγ線のエネルギー及びγ線が検出された時間は、計数情報と呼ばれる。

同時計数情報収集回路４２は、γ線が入射したシンチレータの位置を算出する。具体的には、同時計数情報収集回路４２は、シンチレータから出力された複数の可視光を略同じタイミングで信号電流に変換した複数の光電子増倍管の位置と、これら各電気信号の強度に対応するγ線のエネルギーとから重心の位置を算出する。そして、同時計数情報収集回路４２は、算出した重心の位置から、γ線が入射したシンチレータの位置を特定する。

同時計数情報収集回路４２は、シンチレータに入射したγ線のエネルギーを算出する。同時計数情報収集回路４２は、例えば、光電子増倍管が出力した信号電流の波形データに含まれる各波形の波高、波形面積をシンチレータに入射したγ線のエネルギーとして算出する。

同時計数情報収集回路４２は、γ線が検出された時間を算出する。例えば、同時計数情報収集回路４２は、信号電流の波形データにおいて、電流値が予め設定された閾値を上回る瞬間をγ線が検出された時間として算出する。なお、γ線が検出された時間は、例えば、絶対時間である。絶対時間とは、時刻である。或いは、γ線が検出された時間は、機能画像の撮影を開始した時点からの相対時間でもよい。

同時計数情報収集回路４２は、上述した方法を各検出器モジュール４１１が有する各シンチレータに適用し、計数情報を算出する。

次に、同時計数情報収集回路４２は、算出した計数情報のγ線が検出された時間に基づいて、各対消滅により略反対の方向に放出され、略同時に検出されたγ線のペアに相当する二つの計数情報を検索する。例えば、同時計数情報収集回路４２は、検出された時間の差が、所定の時間ウィンドウの範囲内にある二つの計数情報を同時計数情報として収集する。すなわち、同時計数情報は、二つの計数情報を含む。同時計数情報は、機能画像用データとして、後述するデータ記憶回路５３へ格納される。ここで、機能画像用データとは、機能画像を生成するための投影データである。なお、同時計数情報収集回路４２は、所定のエネルギーウィンドウの範囲内にある計数情報に対して、上述した時間ウィンドウを使用した処理を行ってもよい。なお、同時計数情報収集回路４２は、例えば、プロセッサにより実現される。

コンソール５は、図２に示すように、入力回路５１と、ディスプレイ５２と、データ記憶回路５３と、記憶回路５４と、処理回路５５とを備える。

入力回路５１は、指示や設定を入力するユーザにより使用される。入力回路５１は、例えば、マウス、キーボードに含まれる。入力回路５１は、ユーザが入力した指示や設定を処理回路５５に転送する。入力回路５１は、例えば、プロセッサにより実現される。

ディスプレイ５２は、ユーザが参照するモニタである。ディスプレイ５２は、例えば、液晶ディスプレイである。ディスプレイ５２は、例えば、形態画像データ、機能画像データ、ユーザが指示や設定を入力する際に使用するＧＵＩ（Graphical User Interface）を表示する旨の指示を処理回路５５から受ける。ここで、形態画像データとは、形態的な情報を示す画像そのもの又はこの画像を表示する基となるデータを意味する。また、機能画像データとは、機能的な情報を示す画像そのもの又はこの画像を表示する基となるデータを意味する。ディスプレイ５２は、この指示に基づいて、例えば、形態画像データ、機能画像データ、ＧＵＩを表示する。

データ記憶回路５３は、例えば、信号取得回路２３が取得した信号、形態画像用データ、機能画像用データを記憶する。また、データ記憶回路５３は、例えば、形態画像データ、機能画像データを記憶する。

記憶回路５４は、駆動回路２２、信号取得回路２３、データ収集回路３４及び同時計数情報収集回路４２が上述した機能を実現するためのプログラムを記憶する。記憶回路５４は、処理回路５５が後述する機能それぞれを実現するためのプログラムを記憶する。

データ記憶回路５３及び記憶回路５４は、記憶されている情報をコンピュータにより読み出すことができる記憶媒体を有する。記憶媒体は、例えば、ハードディスクである。

処理回路５５は、図２に示すように、調整機能５５０、撮影制御機能５５１と、形態画像データ生成機能５５２と、機能画像データ生成機能５５３と、形態画像データ収集機能５５４と、変位算出機能５５５と、機能画像データ収集機能５５６と、補正機能５５７と、画像処理機能５５８と、制御機能５５９とを備える。これらの機能の詳細は、後述する。処理回路５５は、例えば、プロセッサにより実現される。

次に、図３から図５を参照しながら、第１の実施形態に係る医用画像診断装置１が行う処理の一例について説明する。図３は、第１の実施形態に係る医用画像診断装置が行う処理の一例を示すフローチャートである。図４は、第１の実施形態に係る形態画像用データの収集期間、機能画像用データの収集期間及び信号取得回路が取得した信号の関係を説明するための図である。図５は、第１の実施形態に係る医用画像診断装置が行う処理の一例を説明するための図である。

処理回路５５は、図３に示すように、形態画像領域の変位の算出に使用する形態画像データの生成に寄与する形態画像用データの収集期間と、補正される機能画像データの生成に寄与する機能画像用データの収集期間とを合わせる（ステップＳ１）。ここで、形態画像用データの収集期間とは、形態画像データ生成機能５５２が一つの形態画像データを生成するために必要な形態画像用データを収集するのに必要な期間である。また、機能画像用データの収集期間とは、機能画像データ生成機能５５３が一つの機能画像データを生成するために必要な機能画像用データを収集するのに必要な期間である。ステップＳ１の処理は、例えば、次のようなものである。

処理回路５５は、記憶回路５４から調整機能５５０に相当するプログラムを読み出して実行する。調整機能５５０は、形態画像用データの収集期間の全てが形態画像データの生成に寄与する場合、形態画像用データの収集期間と、補正機能５５７が補正する機能画像データの生成に寄与する機能画像用データの収集期間とを合わせる。

図４に示すように、被検体Ｐの心臓の一回の拍動に対し、等しい長さのｎ個の時相Ｔ（１）、…、Ｔ（ｋ−１）、Ｔ（ｋ）、Ｔ（ｋ＋１）、…、Ｔ（ｎ）（ｎ：２以上の自然数、ｋ：１以上ｎ以下の自然数）が設定されている場合について考える。なお、これらの時相は、隣接する前後の時相と半分重複している。また、これらの時相の長さや数は、形態画像用データを収集するために、形態画像データ撮影装置３がＸ線管球３１及びＸ線検出器３２を一回転させる時間等による制約を受ける。

調整機能５５０は、形態画像用データの収集期間及び機能画像用データの収集期間をこれらの時相に合わせる。調整機能５５０は、例えば、形態画像用データの収集期間Ｃ（ｋ）及び機能画像用データの収集期間Ｐ（ｋ）を時相Ｔ（ｋ）に合わせる。調整機能５５０は、他の形態画像用データの収集期間Ｃ（１）、…、Ｃ（ｋ−１）、Ｃ（ｋ＋１）、…、Ｃ（ｎ）及び他の機能画像用データの収集期間Ｐ（１）、…、Ｐ（ｋ−１）、Ｐ（ｋ＋１）、…、Ｐ（ｎ）についても同様の処理を行う。

処理回路５５は、図３に示すように、各時相における対象部位の形態画像用データ及び機能画像用データを収集する（ステップＳ２）。ステップＳ２の処理は、例えば、次のようなものである。

処理回路５５は、記憶回路５４から撮影制御機能５５１に相当するプログラムを読み出して実行する。撮影制御機能５５１は、形態画像用データ及び機能画像用データを収集するために医用画像診断装置１の各構成要素を制御する。

撮影制御機能５５１は、駆動回路２２を制御して被検体Ｐを載せた天板２１を形態画像データ撮影装置３の撮影口内へ移動させる。そして、撮影制御機能５５１は、信号取得回路２３を制御して被検体Ｐから信号を取得させつつ、形態画像データ撮影装置３に被検体Ｐ内の対象部位の形態画像用データを収集させる。この場合、形態画像データ撮影装置３は、例えば、被検体Ｐをコンベンショナルスキャンする。次に、撮影制御機能５５１は、駆動回路２２を制御して被検体Ｐを載せた天板２１を機能画像データ撮影装置４の撮影口内へ移動させる。そして、撮影制御機能５５１は、信号取得回路２３を制御して被検体Ｐから信号を取得させつつ、機能画像データ撮影装置４に被検体Ｐ内の対象部位の機能画像用データを収集させる。形態画像用データ及び機能画像用データは、データ記憶回路５３に格納される。

処理回路５５は、図３に示すように、各時相における対象部位の形態画像データを生成する（ステップＳ３）。ステップＳ３の処理は、例えば、次のようなものである。

処理回路５５は、記憶回路５４から形態画像データ生成機能５５２に相当するプログラムを読み出して実行する。形態画像データ生成機能５５２は、ステップＳ２で収集された形態画像用データを再構成し、形態画像データを生成する。

形態画像データ生成機能５５２は、データ記憶回路５３に格納された形態画像用データを取得し、前処理を施す。前処理は、例えば、対数変換、オフセット補正、感度補正、ビームハードニング補正、散乱線補正である。形態画像データ生成機能５５２は、前処理を施した形態画像用データをデータ記憶回路５３に格納する。

形態画像データ生成機能５５２は、前処理が施された形態画像用データを再構成し、形態画像データを生成する。再構成法は、例えば、逆投影法である。逆投影法は、例えば、ＦＢＰ（Filtered Back Projection）法である。或いは、再構成法は、逐次近似法である。形態画像データ生成機能５５２は、例えば、ステップＳ２で収集された形態画像用データを再構成し、図５に示した形態画像データＫ（１）、…、Ｋ（ｋ）、…、Ｋ（ｎ）を生成する。形態画像データ生成機能５５２は、生成した形態画像データをデータ記憶回路５３に格納する。

処理回路５５は、図３に示すように、各時相における対象部位の機能画像データを生成する（ステップＳ４）。ステップＳ４の処理は、例えば、次のようなものである。

処理回路５５は、記憶回路５４から機能画像データ生成機能５５３に相当するプログラムを読み出して実行する。機能画像データ生成機能５５３は、ステップＳ２で収集された機能画像用データに基づいて、機能画像データを生成する。

機能画像データ生成機能５５３は、データ記憶回路５３に格納された機能画像用データを再構成し、機能画像データを生成する。また、機能的な情報は、例えば、対象部位の動きパラメータ、血流に関係するパラメータである。対象部位の動きパラメータは、例えば、心筋壁運動量、駆出率である。血流に関係するパラメータは、例えば、血流量、血液量、平均通過時間、ウォッシュアウトレート（Washout Rate）である。

再構成法は、例えば、逐次近似法である。逐次近似法は、例えば、ＭＬＥＭ（Maximum Likelihood Expectation Maximization）法、ＯＳＥＭ（Ordered Subset MLEM）法である。なお、機能画像データ生成機能５５３は、ＴＯＦ（Time of Flight）−ＰＥＴ装置で行われているように飛行時間差を用いて再構成を行ってもよい。ここで、飛行時間差とは、同時計数情報の検出時間の時間差である。機能画像データ生成機能５５３は、例えば、ステップで収集された機能画像用データを再構成し、図５に示した機能画像データＦ（１）、…、Ｆ（ｋ）、…、Ｆ（ｎ）を生成する。機能画像データ生成機能５５３は、生成した機能画像データをデータ記憶回路５３に格納する。

処理回路５５は、図３に示すように、各時相における対象部位の形態画像データを収集する（ステップＳ５）。処理回路５５は、記憶回路５４から形態画像データ収集機能５５４に相当するプログラムを読み出して実行する。形態画像データ収集機能５５４は、例えば、ステップＳ３で生成された形態画像データＫ（１）、…、Ｋ（ｋ）、…、Ｋ（ｎ）を収集する。

処理回路５５は、図３に示すように、複数の形態画像データに基づいて、形態画像データが有する形態画像領域の変位を算出する（ステップＳ６）。ステップＳ６の処理は、例えば、次のようなものである。

処理回路５５は、記憶回路５４から変位算出機能５５５に相当するプログラムを読み出して実行する。変位算出機能５５５は、ステップＳ５で収集された形態画像データに基づいて、形態画像データが有する形態画像領域の変位を算出する。

変位算出機能５５５は、図５に示した時相Ｔ（ｋ）の形態画像データＫ（ｋ）を基準として、時相Ｔ（１）の形態画像データＫ（１）、…、時相Ｔ（ｋ−１）の形態画像データＫ（ｋ−１）、時相Ｔ（ｋ＋１）の形態画像データＫ（ｋ＋１）、…、時相Ｔ（ｎ）の形態画像データＫ（ｎ）が有する形態画像領域の変位を算出する。ここで、形態画像領域とは、形態画像データの画素又は画素を複数合わせた領域である。また、形態画像データが三次元である場合、形態画像領域は、三次元の領域となる。形態画像データが二次元である場合、形態画像領域は、二次元の領域となる。

変位算出機能５５５は、時相Ｔ（１）の形態画像データＫ（１）、…、時相Ｔ（ｋ−１）の形態画像データＫ（ｋ−１）、時相Ｔ（ｋ＋１）の形態画像データＫ（ｋ＋１）、…、時相Ｔ（ｎ−１）の形態画像データＫ（ｎ−１）又は時相Ｔ（ｎ）の形態画像データＫ（ｎ）と、基準とした時相Ｔ（ｋ）の形態画像データＫ（ｋ）との相互情報量（Mutual Information）が出来る限り大きくなるよう、これらの形態画像データが有する形態画像領域の位置を調整する。形態画像領域の位置が調整された形態画像データは、相互情報量が大きい程、基準とした時相Ｔ（ｋ）の形態画像データＫ（ｋ）に近くなっている。

変位算出機能５５５は、例えば、位置合わせ法、ポイントマッチング法により、これらの形態画像データが有する形態画像領域の位置を調整する。また、位置合わせ法は、線形な位置合わせ法及び非線形な位置合わせ法のいずれでもよい。線形な位置合わせ法とは、形態画像領域の分布を変化させることなく、形態画像データを変形する方法である。線形な位置合わせ法は、例えば、形態画像データ全体の平行移動、回転、拡大、縮小である。非線形な位置合わせ法とは、形態画像領域の分布を変化させることにより、形態画像データを変形する方法である。非線形な位置合わせ法は、例えば、形態画像データの一部の平行移動、回転、拡大、縮小である。さらに、基準とした時相Ｔ（ｋ）の形態画像データＫ（ｋ）にどの程度近づいているかを示す指標は、相互情報量に限定されない。

変位算出機能５５５は、各時相の形態画像データが有する形態画像領域の位置を調整し終えたら、調整の前後における各形態画像領域の変位を記録する。変位算出機能５５５は、これらの変位を形態画像データが有する形態画像領域ごとに記録する。また、このような方法により記録された形態画像領域の変位は、ワープフィールド（Warpfield）とも呼ばれる。

例えば、図５に示した形態画像データＫ（１）のワープフィールドＤ（１）は、形態画像データＫ（１）が有する各形態画像領域の位置の調整の前後における変位ベクトルの集合である。また、図５に示した形態画像データＫ（ｎ）のワープフィールドＤ（ｎ）は、形態画像データＫ（ｎ）が有する各形態画像領域の位置の調整の前後における変位ベクトルの集合である。さらに、図５に示した形態画像データＫ（ｋ）のワープフィールドＤ（ｋ）が含む全ての変位ベクトルの全ての成分は、ゼロである。なぜなら、形態画像データＫ（ｋ）は、各形態画像データが有する形態画像領域の変位を算出する上での基準だからである。変位算出機能５５５は、これらのワープフィールドをデータ記憶回路５３へ格納する。

処理回路５５は、図３に示すように、対象部位に存在する放射性医薬品により発生する放射線に基づいて、各時相における対象部位の機能画像データを収集する（ステップＳ７）。処理回路５５は、記憶回路５４から機能画像データ収集機能５５６に相当するプログラムを読み出して実行する。機能画像データ収集機能５５６は、例えば、ステップＳ４で生成された機能画像データＦ（１）、…、Ｆ（ｋ）、…、Ｆ（ｎ）を収集する。

処理回路５５は、図３に示すように、ステップＳ６で算出した変位に基づいて、機能画像データにおける対象部位の動きの影響を補正する（ステップＳ８）。ステップＳ８の処理は、例えば、次のようなものである。

処理回路５５は、記憶回路５４から補正機能５５７に相当するプログラムを読み出して実行する。補正機能５５７は、対象部位の動きの影響を補正する機能画像データに対応する時相における変位に基づいて、機能画像データにおいて形態画像領域に相当する機能画像領域の位置を補正する。

補正機能５５７は、例えば、ステップＳ６で算出したワープフィールドＤ（１）に基づいて、機能画像データＦ（１）が有する各機能画像領域を移動させる。これにより、補正機能５５７は、図５に示した機能画像データＦ（１，ｋ）を生成する。補正機能画像データＦ（１，ｋ）は、時相Ｔ（１）の機能画像データＦ（１）が有する各機能画像領域をワープフィールドＤ（１）に基づいて移動させることにより、疑似的に生成された時相Ｔ（ｋ）の機能画像データＦ（ｋ）に相当する。また、補正機能５５７は、同様の方法により、補正機能画像データＦ（２，ｋ）、…、Ｆ（ｋ−１，ｋ）、Ｆ（ｋ＋１，ｋ）、…、Ｆ（ｎ，ｋ）を生成する。

処理回路５５は、図３に示すように、機能画像データ及び補正機能画像データの少なくとも一方に画像処理を施す（ステップＳ９）。ステップＳ９の処理は、例えば、次のようなものである。

処理回路５５は、記憶回路５４から画像処理機能５５８に相当するプログラムを読み出して実行する。画像処理機能５５８は、機能画像データ及び補正機能画像データの少なくとも一方に画像処理を施す。

画像処理機能５５８は、例えば、図５に示すように、ステップＳ７で収集された機能画像データＦ（ｋ）及びステップＳ８で生成された補正機能画像データＦ（１，ｋ）、…、Ｆ（ｋ−１，ｋ）、Ｆ（ｋ＋１，ｋ）、…、Ｆ（ｎ，ｋ）の各機能画像領域の輝度を加算し、加算機能画像データＳ（ｋ）を生成する。加算機能画像データＳ（ｋ）の各機能画像領域の輝度は、機能画像データ及び複数の補正機能画像データが有する各形態画像領域の輝度の総和である。このため、加算機能画像データＳ（ｋ）は、機能画像データや補正機能画像データよりも被検体Ｐの機能的な情報を鮮明に表している。なお、画像処理機能５５８は、加算機能画像データＳ（ｋ）の生成に使用する機能画像データ及び補正機能画像データを任意に選択することができる。

また、画像処理機能５５８は、対象部位の動きの影響を補正した機能画像データと、対象部位の動きの影響を補正する前の機能画像データとの差分をとることにより、差分機能画像データを生成する。

具体的には、画像処理機能５５８は、例えば、補正機能画像データＦ（１，ｋ）、…、Ｆ（ｋ−１，ｋ）、Ｆ（ｋ＋１，ｋ）、…、Ｆ（ｎ−１，ｋ）又はＦ（ｎ，ｋ）と、対象部位の動きの影響を補正する前の機能画像データＦ（ｋ）との差分をとることにより、差分機能画像データを生成する。或いは、画像処理機能５５８は、例えば、加算機能画像データＳ（ｋ）と、機能画像データＦ（ｋ）との差分をとることにより、差分機能画像データを生成する。差分機能画像データは、補正機能画像データＦ（１，ｋ）、…、Ｆ（ｋ−１，ｋ）、Ｆ（ｋ＋１，ｋ）、…、Ｆ（ｎ，ｋ）又は加算機能画像データＳ（ｋ）が有する各機能画像領域の位置と、ステップＳ６で基準とされた時相Ｔ（ｋ）の機能画像データＦ（ｋ）が有する各機能画像領域の位置との差異を視覚的に表している。また、画像処理機能５５８は、ユーザが必要に応じて入力した指示に基づいて、加算機能画像データＳ（ｋ）の生成に使用する機能画像データ及び補正機能画像データを選択し、差分機能画像データを逐一更新してもよい。

ディスプレイ５２は、図３に示すように、ステップＳ３、ステップＳ４及びステップＳ９の少なくとも一つで生成された画像データを表示する（ステップＳ１０）。

ディスプレイ５２は、例えば、ステップＳ３で生成された形態画像データＫ（ｋ）と、ステップＳ９で生成された加算機能画像データＳ（ｋ）及び差分機能画像データとを表示する。

上述したように、第１の実施形態に係る調整機能５５０は、形態画像用データの収集期間の全てが形態画像データの生成に寄与する場合、形態画像用データの収集期間と、補正機能５５７が補正する機能画像データの生成に寄与する機能画像用データの収集期間とを合わせる。これにより、第１の実施形態に係る医用画像診断装置１は、形態画像用データの収集期間と、補正機能５５７が補正する機能画像データの生成に寄与する機能画像用データの収集期間とを合わせずに対象部位の動きの影響を補正する場合よりも、高い精度で対象部位の動きの影響を補正することができる。

また、ディスプレイ５２は、対象部位の動きの影響を補正した機能画像データと、対象部位の動きの影響を補正する前の機能画像データとの差分をとることにより生成された差分機能画像データを表示する。これにより、第１の実施形態に係る医用画像診断装置１は、補正機能画像データ又は加算機能画像データが有する各機能画像領域の位置と、ステップＳ６で基準とされた時相Ｔ（ｋ）の機能画像データＦ（ｋ）が有する各機能画像領域の位置との差異を、後述する重畳機能画像データよりも容易に、ユーザに視覚的に認識させることができる。すなわち、第１の実施形態に係る医用画像診断装置１は、図３のステップＳ８で行った補正の精度をユーザに認識させることができる。

（第２の実施形態）
第２の実施形態に係る医用画像診断装置について説明する。第２の実施形態の説明では、第１の実施形態の説明で使用した符号と同様の符号を使用する。なお、第１の実施形態と重複する内容については、詳細な説明を省略する。

図６を参照しながら、第２の実施形態に係る医用画像診断装置１が図３のステップＳ１で行う処理の一例について説明する。図６は、第２の実施形態に係る形態画像用データの収集期間、機能画像用データの収集期間及び信号取得回路が取得した信号の関係を説明するための図である。

調整機能５５０は、形態画像用データの収集期間の一部が形態画像データの生成に寄与する場合、図３のステップＳ１において、形態画像用データを収集する形態画像データ撮影装置３の時間分解能と、補正機能５５７が補正する機能画像データの生成に寄与する機能画像用データの収集期間とを合わせる。ここで、時間分解能の単位は、例えば、「秒」である。

図６に示すように、被検体Ｐの心臓の一回の拍動に対し、等しい長さのｎ個の時相Ｔ（１）、Ｔ（２）、…、Ｔ（ｋ−１）、Ｔ（ｋ）、Ｔ（ｋ＋１）、…、Ｔ（ｎ）が設定されている場合について考える。なお、これらの時相は、隣接する前後の時相と半分重複している。

第２の実施形態では、各時相における形態画像用データの収集期間は、図６に示すように、時間分解能と二つの予備期間を含む。例えば、図６に示すように、時相Ｔ（ｋ）における形態画像用データの収集期間は、予備期間ＭＦ（ｋ）、時間分解能Ｒ（ｋ）及び予備期間ＭＢ（ｋ）を含む。また、時間分解能Ｒ（ｋ）は、図６に示すように、時相Ｔ（ｋ）の長さに等しい。これらは、他の時相Ｔ（１）、Ｔ（２）、…、Ｔ（ｋ−１）、Ｔ（ｋ＋１）、…、Ｔ（ｎ）についても同様である。

しかし、形態画像データ生成機能５５２は、形態画像用データのうち二つの予備期間内に収集された部分を再構成に使用しない。これは、次のような理由によるものである。

形態画像データ生成機能５５２が逆投影法により形態画像用データを再構成し、機能画像データ生成機能５５３が逐次近似法により機能画像用データを再構成する場合がある。この場合、再構成法の違いに起因する影響を低減するため、形態画像データ生成機能５５２は、逆投影法により形態画像用データを再構成する前に、例えば、形態画像用データのうち時間分解能の範囲内で収集された部分に０．５以上の重みを掛け、形態画像用データのうち二つの予備期間内で収集された部分に０．５未満の重みを掛ける。このため、形態画像用データのうち二つの予備期間内で収集された部分は、形態画像データへの寄与が小さくなる。

また、形態画像データ生成機能５５２が逐次近似法により形態画像用データを再構成し、機能画像データ生成機能５５３が逐次近似法により機能画像用データを再構成する場合がある。形態画像データ撮影装置３は、形態画像用データを収集するために、Ｘ線管球３１及びＸ線検出器３２を一回転させる必要がある。一方、機能画像データ撮影装置４は、検出器モジュール４１１が筒状に配置されているため、常に被検体Ｐの全周囲の機能画像用データを収集することができる。このような違いに起因する影響を低減するため、形態画像データ生成機能５５２は、逐次近似法により形態画像用データを再構成する前に、例えば、形態画像用データのうち時間分解能の範囲内で収集された部分に０．５以上の重みを掛け、形態画像用データのうち二つの予備期間内で収集された部分に０．５未満の重みを掛ける。このため、形態画像用データのうち二つの予備期間内で収集された部分は、形態画像データへの寄与が小さくなる。

そこで、調整機能５５０は、機能画像用データの収集期間それぞれを、ｎ個の各時相に合わせる。すなわち、調整機能５５０は、機能画像用データの収集期間それぞれを、各時間分解能に合わせる。調整機能５５０は、例えば、機能画像用データの収集期間Ｐ（ｋ）を時相Ｔ（ｋ）に合わせる。すなわち、調整機能５５０は、例えば、時間分解能Ｒ（ｋ）を時相Ｔ（ｋ）に合わせる。調整機能５５０は、他の機能画像用データの収集期間Ｐ（１）、Ｐ（２）、…、Ｐ（ｋ−１）、Ｐ（ｋ＋１）、…、Ｐ（ｎ）についても同様の処理を行う。

上述したように、第２の実施形態に係る調整機能５５０は、形態画像用データの収集期間の一部が形態画像データの生成に寄与する場合、形態画像用データを収集する形態画像データ撮影装置の時間分解能と、補正機能５５７が補正する機能画像データの生成に寄与する機能画像用データの収集期間とを合わせる。すなわち、第２の実施形態に係る調整機能５５０は、形態画像用データの収集期間のうち、形態画像データの生成に一定以上寄与する期間と、補正機能５５７が補正する機能画像データの生成に寄与する機能画像用データの収集期間とを合わせる。これにより、第２の実施形態に係る医用画像診断装置１は、第１の実施形態に係る医用画像診断装置１よりも、更に高い精度で対象部位の動きの影響を補正することができる。

（第３の実施形態）
第３の実施形態に係る医用画像診断装置について説明する。第３の実施形態の説明では、第１の実施形態の説明で使用した符号と同様の符号を使用する。なお、上述した実施形態と重複する内容については、詳細な説明を省略する。第３の実施形態に係る形態画像データ撮影装置３は、被検体Ｐに連続してＸ線を照射し、被検体Ｐの心臓の形態画像データをセグメント再構成により生成する。

図７及び図８を参照しながら、第３の実施形態に係る医用画像診断装置１が図３のステップＳ１で行う処理の一例について説明する。図７は、被検体の心電信号のＲ波が一定の間隔で発生する場合における、第３の実施形態に係る形態画像用データの収集期間、機能画像用データの収集期間及び信号取得回路が取得した信号の関係を説明するための図である。図８は、被検体の心電信号のＲ波が一定の間隔で発生しない場合における、第３の実施形態に係る形態画像用データの収集期間、機能画像用データの収集期間及び信号取得回路が取得した信号の関係を説明するための図である。

調整機能５５０は、形態画像データがセグメント再構成により生成される場合、形態画像用データを収集する形態画像データ撮影装置３の各時相における時間分解能の平均を算出し、補正機能５５７が補正する機能画像データの生成に寄与する機能画像用データの収集期間を当該平均に合わせる。

まず、図７に示すように、周期的に現れる時相ＴＳが設定されており、Ｒ波の間隔が等しい拍動Ｈ１１、拍動Ｈ１２及び拍動Ｈ１３が発生する場合について考える。

第３の実施形態に係る形態画像データ撮影装置３は、図７に示すように、拍動Ｈ１１中の時間分解能ＣＳ（ｋ−１）においてビューが０度から１２０度までの形態画像用データを収集し、拍動Ｈ１２中の時間分解能ＣＳ（ｋ）においてビューが１２０度から２４０度までの形態画像用データを収集し、拍動Ｈ１３中の時間分解能ＣＳ（ｋ＋１）においてビューが２４０度から３６０度までの形態画像用データを収集する。形態画像データ生成機能５５２は、これら三つの形態画像用データを再構成し、時相ＴＳの形態画像データを生成する。

この場合、調整機能５５０は、所定のアルゴリズムを使用し、時間分解能ＣＳ（ｋ−１）、時間分解能ＣＳ（ｋ）及び時間分解能ＣＳ（ｋ＋１）の平均を算出する。この平均は、スキャンの際にＸ線管球３１が被検体Ｐの周囲を一回転する時間の１／３に近い時間となる。

そして、調整機能５５０は、拍動Ｈ１１、拍動Ｈ１２及び拍動Ｈ１３それぞれにおいて、機能画像データの生成に寄与する機能画像用データの収集期間を上述した平均に合わせる。具体的には、調整機能５５０は、拍動Ｈ１１において、機能画像用データの収集期間ＰＳ（ｋ−１）を上述した平均に合わせる。同様に、調整機能５５０は、拍動Ｈ１２において、機能画像用データの収集期間ＰＳ（ｋ）を上述した平均に合わせる。また、拍動Ｈ１３において、機能画像用データの収集期間ＰＳ（ｋ＋１）を上述した平均に合わせる。

次に、図８に示すように、周期的に現れる時相ＴＳが設定されており、Ｒ波の間隔が等しい拍動Ｈ２１、拍動Ｈ２２及び拍動Ｈ２３が発生する場合について考える。図８に示した三つ目のＲ波は、正常心拍の場合よりも遅いタイミングで発生している。このため、図８に示した拍動Ｈ２２は、図７に示した拍動Ｈ１２より長く、図８に示した拍動Ｈ２３は、図７に示したＨ１３より短い。また、図８に示した拍動Ｈ２１は、図７に示した拍動Ｈ１１と同じ長さである。

第３の実施形態に係る形態画像データ撮影装置３は、図８に示すように、拍動Ｈ２１中の時間分解能ＣＵ（ｋ−１）においてビューが０度から１８０度までの形態画像用データを収集し、拍動Ｈ２２中の時間分解能ＣＵ（ｋ）においてビューがα度からβ度までの形態画像用データを収集し（α≠０度、β≠１８０度）、拍動Ｈ２３中の時間分解能ＣＵ（ｋ＋１）においてビューが１８０度から３６０度までの形態画像用データを収集する。形態画像データ生成機能５５２は、ビューが０度から１８０度までの形態画像用データ及びビューが１８０度から３６０度までの形態画像用データを再構成し、時相ＴＳの形態画像データを生成する。すなわち、形態画像データ生成機能５５２は、ビューがα度からβ度までの形態画像用データを再構成しない。これは、図８に示した三つ目のＲ波が正常心拍の場合よりも遅いタイミングで発生したことにより、拍動Ｈ２２中の時間分解能ＣＵ（ｋ）において収集された形態画像用データのビューが目的のビューと異なるからである。

この場合、調整機能５５０は、所定のアルゴリズムを使用し、時間分解能ＣＵ（ｋ−１）及び時間分解能ＣＵ（ｋ＋１）の平均を算出する。この平均は、スキャンの際にＸ線管球３１が被検体Ｐの周囲を一回転する時間の１／２に近い時間となる。

そして、調整機能５５０は、拍動Ｈ２１及び拍動Ｈ２３それぞれにおいて、機能画像データの生成に寄与する機能画像用データの収集期間を上述した平均に合わせる。具体的には、調整機能５５０は、拍動Ｈ２１において、機能画像用データの収集期間ＰＳ（ｋ−１）を上述した平均に合わせる。同様に、拍動Ｈ２３において、機能画像用データの収集期間ＰＳ（ｋ＋１）を上述した平均に合わせる。

上述したように、第３の実施形態に係る調整機能５５０は、形態画像データがセグメント再構成により生成される場合、形態画像用データを収集する形態画像データ撮影装置の各時相における時間分解能の平均を算出し、第３の実施形態に係る補正機能５５７が補正する機能画像データの生成に寄与する機能画像用データの収集期間を当該平均に合わせる。これにより、第３の実施形態に係る医用画像診断装置１は、セグメント再構成を行うため、形態画像データ撮影装置３の時間分解能を明確に定義することができない場合でも、高い精度で対象部位の動きの影響を補正することができる。

なお、第３の実施形態では、形態画像データ撮影装置３が被検体Ｐに連続してＸ線を照射する場合を例に挙げたが、これに限定されない。例えば、第３の実施形態に係る形態画像データ撮影装置３は、拍動Ｈ１１中の時間分解能ＣＳ（ｋ−１）、拍動Ｈ１２中の時間分解能ＣＳ（ｋ）及び拍動Ｈ１３中の時間分解能ＣＳ（ｋ＋１）においてのみ、被検体ＰにＸ線を照射してもよい。

（第４の実施形態）
第４の実施形態に係る医用画像診断装置について説明する。第４の実施形態の説明では、第１の実施形態の説明で使用した符号と同様の符号を使用する。なお、上述した実施形態と重複する内容については、詳細な説明を省略する。第４の実施形態では、調整機能５５０は、図３のステップＳ１の処理を行わない。その代わりに、第４の実施形態では、調整機能５５０は、図３のステップＳ８において重み付け加算機能画像データを生成する。また、第４の実施形態では、補正機能５５７は、図３のステップＳ８において、機能画像データ収集機能５５６が収集した機能画像データではなく、調整機能５５０が生成した重み付け加算機能画像データにおける対象部位の動きを補正する。

図９を参照しながら、第４の実施形態に係る医用画像診断装置１が図３のステップＳ８で行う処理の一例について説明する。図９は、第４の実施形態に係る形態画像用データの収集期間、機能画像用データの収集期間及び信号取得回路が取得した信号の関係を説明するための図である。

調整機能５５０は、図３のステップＳ８において、補正機能５５７が機能画像データに含まれる機能画像領域の位置を補正する前に、次の処理を行う。すなわち、調整機能５５０は、機能画像データの生成に寄与する機能画像用データの収集期間が、変位算出機能５５５が変位の算出に使用する形態画像データの生成に寄与する形態画像用データの収集期間と重複する期間に応じて、機能画像データを重み付け加算することにより、重み付け加算機能画像データを生成する処理を行う。

図９に示すように、被検体Ｐの心臓の一回の拍動に対し、等しい長さのｎ個の時相Ｕ（１）、Ｕ（２）、…、Ｕ（ｋ−１）、Ｕ（ｋ）、Ｕ（ｋ＋１）、…、Ｕ（ｎ）が設定されている場合について考える。なお、これらの時相は、隣接する前後の時相と重複していない。

第４の実施形態では、各時相における形態画像用データの収集期間は、図９に示すように、各時相よりも長い。例えば、図９に示すように、時相Ｕ（ｋ）における形態画像用データの収集期間ＣＷ（ｋ）は、時相Ｕ（ｋ）よりも長い。一方、各時相における機能画像用データの収集期間は、図９に示すように、各時相の長さと等しい。例えば、図９に示すように、時相Ｕ（ｋ）における機能画像用データの収集期間ＰＵ（ｋ）は、時相Ｕ（ｋ）の長さと等しい。これらは、他の時相Ｕ（１）、Ｔ（２）、…、Ｔ（ｋ−１）、Ｔ（ｋ＋１）、…、Ｔ（ｎ）についても同様である。

調整機能５５０は、例えば、図３のステップＳ７において機能画像データ収集機能５５６が収集した機能画像用データの収集期間ＰＵ（ｋ−１）、機能画像用データの収集期間ＰＵ（ｋ）及び機能画像用データの収集期間ＰＵ（ｋ＋１）に対し、形態画像用データの収集期間ＣＷ（ｋ）と重複する期間に応じて、これらの機能画像用データの収集期間に対応する機能画像データが有する各機能画像領域の輝度に重みを掛ける。

機能画像用データの収集期間ＰＵ（ｋ）は、図９に示すように、その全てが形態画像用データの収集期間ＣＷ（ｋ）と重複している。そこで、調整機能５５０は、機能画像用データの収集期間ＰＵ（ｋ）に対応する機能画像データが有する各機能画像領域の輝度に重み「１」を掛ける。機能画像用データの収集期間ＰＵ（ｋ−１）は、図９に示すように、最後の１／４が形態画像用データの収集期間ＣＷ（ｋ）と重複している。そこで、調整機能５５０は、機能画像用データの収集期間ＰＵ（ｋ−１）に対応する機能画像データが有する各機能画像領域の輝度に重み「０．２５」を掛ける。機能画像用データの収集期間ＰＵ（ｋ＋１）は、図９に示すように、最初の１／４が形態画像用データの収集期間ＣＷ（ｋ）と重複している。そこで、調整機能５５０は、機能画像用データの収集期間ＰＵ（ｋ＋１）に対応する機能画像データが有する各機能画像領域の輝度に重み「０．２５」を掛ける。

そして、調整機能５５０は、各機能画像領域の輝度に重みを掛けた三つの機能画像データの各機能画像領域の輝度を加算し、重み付け加算機能画像データを生成する。

補正機能５５７は、図３のステップＳ８において、変位算出機能５５５が算出した変位に基づいて、重み付け加算機能画像データにおける対象部位の動きを補正する。具体的には、補正機能５５７は、対象部位の動きの影響を補正する加算機能画像データに対応する時相における変位に基づいて、加算機能画像データにおいて形態画像領域に相当する機能画像領域の位置を補正する。この補正の詳細な内容は、上述した通りである。

上述したように、第４の実施形態に係る調整機能５５０は、機能画像データの生成に寄与する機能画像用データの収集期間が、変位算出機能５５５が変位の算出に使用する形態画像データの生成に寄与する形態画像用データの収集期間と重複する期間に応じて、機能画像データを重み付け加算することにより、重み付け加算機能画像データを生成する。すなわち、第４の実施形態に係る調整機能５５０は、機能画像データを重み付け加算することにより、形態画像用データの収集期間と、機能画像用データの収集期間とを疑似的に合わせる。そして、第４の実施形態に係る補正機能５５７は、重み付け加算機能画像データにおける対象部位の動きの影響を補正する。

これにより、第４の実施形態に係る医用画像診断装置１は、例えば、形態画像データ撮影装置３がＸ線管球３１及びＸ線検出器３２を一回転させる時間、対象部位の速度に起因する制約により、形態画像用データの収集期間と、機能画像用データの収集期間とを直接合わせることができない場合でも、上述した実施形態に係る医用画像診断装置１と同様、高い精度で対象部位の動きの影響を補正することができる。或いは、第４の実施形態に係る医用画像診断装置１は、既に形態画像データ及び機能画像データの生成が完了している場合でも、上述した実施形態に係る医用画像診断装置１と同様、高い精度で対象部位の動きの影響を補正することができる。

（第５の実施形態）
第５の実施形態に係る医用画像診断装置について説明する。第５の実施形態の説明では、第１の実施形態の説明で使用した符号と同様の符号を使用する。なお、上述した実施形態と重複する内容については、詳細な説明を省略する。第５の実施形態では、調整機能５５０は、図３のステップＳ１の処理を行わない。その代わりに、第５の実施形態では、調整機能５５０は、図３のステップＳ８において、重み付け変位を算出する。また、第５の実施形態では、補正機能５５７は、図３のステップＳ８において、重み付け変位に基づいて、機能画像データにおける対象部位の動きの影響を補正する。

図１０及び図１１を参照しながら、第５の実施形態に係る補正機能５５７が図３のステップＳ８で行う処理の一例について説明する。図１０は、第５の実施形態に係る形態画像用データの収集期間、機能画像用データの収集期間及び信号取得回路が取得した信号の関係を説明するための図である。図１１は、第５の実施形態に係る医用画像診断装置が行う処理の一例を説明するための図である。

調整機能５５０は、図３のステップＳ８において、変位算出機能５５５が変位の算出に使用する形態画像データの生成に寄与する形態画像用データの収集期間が、機能画像データの生成に寄与する機能画像用データの収集期間と重複する期間に応じて、変位を重み付け加算した重み付け変位を算出する。

図１０に示すように、被検体Ｐの心臓の一回の拍動に対し、等しい長さのｎ個の時相Ｔ（１）、Ｔ（２）、…、Ｔ（ｋ−１）、Ｔ（ｋ）、Ｔ（ｋ＋１）、…、Ｔ（ｎ）が設定されている場合について考える。なお、これらの時相は、隣接する前後の時相と半分重複している。

第５の実施形態では、各時相における形態画像用データの収集期間は、図１０に示すように、各時相の長さと等しい。例えば、図１０に示すように、時相Ｔ（ｋ）における機能画像用データの収集期間Ｃ（ｋ）は、時相Ｔ（ｋ）の長さと等しい。一方、各時相における機能画像用データの収集期間は、図１０に示すように、各時相よりも長い。例えば、図１０に示すように、時相Ｔ（ｋ）における機能画像用データの収集期間ＰＷ（ｋ）は、時相Ｔ（ｋ）よりも長い。これらは、他の時相Ｔ（１）、Ｔ（２）、…、Ｔ（ｋ−１）、Ｔ（ｋ＋１）、…、Ｔ（ｎ）についても同様である。

調整機能５５０は、例えば、図１１に示した形態画像データＫ（ｋ−２）、Ｋ（ｋ−１）、Ｋ（ｋ＋１）及びＫ（ｋ＋２）の生成に寄与する形態画像用データの収集期間Ｃ（ｋ−２）、Ｃ（ｋ−１）、Ｃ（ｋ＋１）及びＣ（ｋ＋２）が、機能画像データＦ（ｋ）の機能画像用データの収集期間ＰＷ（ｋ）と重複する期間に応じて、図１１に示したワープフィールドＤ（ｋ−２）、Ｄ（ｋ−１）、Ｄ（ｋ＋１）及びＤ（ｋ＋２）の各変位ベクトルに重みを掛ける。ここで、図１１に示したワープフィールドＤ（ｋ−２）、Ｄ（ｋ−１）、Ｄ（ｋ＋１）及びＤ（ｋ＋２）は、変位算出機能５５５が形態画像データＫ（ｋ）を基準として、形態画像データＫ（ｋ−２）、Ｋ（ｋ−１）、Ｋ（ｋ＋１）及びＫ（ｋ＋２）が有する各形態画像領域の位置を調整することにより、算出されたものである。

図１０に示すように、形態画像データＫ（ｋ−２）の生成に寄与する形態画像用データの収集期間Ｃ（ｋ−２）は、最後の１／４が機能画像データＦ（ｋ）の生成に寄与する機能画像用データの収集期間ＰＷ（ｋ）と重複している。したがって、調整機能５５０は、図１１に示したワープフィールドＤ（ｋ−２）に重み「０．２５」を掛ける。形態画像データＫ（ｋ−１）の生成に寄与する形態画像用データの収集期間Ｃ（ｋ−１）は、最後の３／４が機能画像データＦ（ｋ）の生成に寄与する機能画像用データの収集期間ＰＷ（ｋ）と重複している。したがって、調整機能５５０は、図１１に示したワープフィールドＤ（ｋ−１）に重み「０．７５」を掛ける。

形態画像データＫ（ｋ＋１）の生成に寄与する形態画像用データの収集期間Ｃ（ｋ＋１）は、最初の３／４が機能画像データＦ（ｋ）の生成に寄与する機能画像用データの収集期間ＰＷ（ｋ）と重複している。したがって、調整機能５５０は、図１１に示したワープフィールドＤ（ｋ＋１）に重み「０．７５」を掛ける。形態画像データＫ（ｋ＋２）の生成に寄与する形態画像用データの収集期間Ｃ（ｋ＋２）は、最初の１／４が機能画像データＦ（ｋ）の生成に寄与する機能画像用データの収集期間ＰＷ（ｋ）と重複している。したがって、調整機能５５０は、図１１に示したワープフィールドＤ（ｋ＋２）に重み「０．２５」を掛ける。

調整機能５５０は、例えば、重みを掛けた四つのワープフィールドの各変位ベクトルを加算し、図１１に示した重み付けワープフィールドＤＷ（ｋ）を算出する。

補正機能５５７は、図３のステップＳ８において、重み付け変位に基づいて、機能画像データにおける対象部位の動きの影響を補正する。具体的には、補正機能５５７は、重み付けワープフィールドＤＷ（ｋ）に基づいて、機能画像データＦ（ｋ）において、形態画像データＫ（ｋ）が有する形態画像領域に相当する機能画像領域の位置を補正し、図１１に示した補正機能画像データＡ（ｋ）を生成する。この補正の詳細な内容は、上述した通りである。

なお、調整機能５５０は、他の重み付けワープフィールドを、形態画像データＫ（１）、…、Ｋ（ｎ）の生成に寄与する形態画像用データの収集期間Ｃ（１）、…、Ｃ（ｎ）と、機能画像データＦ（１）、…、Ｆ（ｎ）の生成に寄与する機能画像用データの収集期間ＰＷ（１）、…、ＰＷ（ｎ）とが重複する期間に応じて、重み付け加算することにより、算出する。補正機能５５７は、各重み付けワープフィールドに基づいて、機能画像データＦ（１）、…、Ｆ（ｎ）における対象部位の動きの影響を補正し、補正機能画像データを生成する。

上述したように、第５の実施形態に係る調整機能５５０は、変位算出機能５５５が変位の算出に使用する形態画像データの生成に寄与する形態画像用データの収集期間が、機能画像データの生成に寄与する機能画像用データの収集期間と重複する期間に応じて、変位を重み付け加算した重み付け変位を算出する。すなわち、第５の実施形態に係る調整機能５５０は、機能画像データにおける対象部位の動きの影響の補正に重み付け変位を使用することにより、形態画像用データの収集期間と、機能画像用データの収集期間とを疑似的に合わせる。そして、第５の実施形態に係る補正機能５５７は、重み付け変位に基づいて、機能画像データにおける対象部位の動きの影響を補正するこれにより、第５の実施形態に係る医用画像診断装置１は、第４の実施形態に係る医用画像診断装置１と同等の効果を奏する。

画像処理機能５５８は、図１のステップＳ９において、第１の実施形態で述べた差分機能画像データの代わりに、対象部位の動きの影響を補正した機能画像データと、対象部位の動きの影響を補正する前の機能画像データとを重ね合わせることにより、重畳機能画像データを生成してもよい。画像処理機能５５８は、例えば、補正機能画像データＦ（１，ｋ）、…、Ｆ（ｋ−１，ｋ）、Ｆ（ｋ＋１，ｋ）、…、Ｆ（ｎ，ｋ）又は加算機能画像データＳ（ｋ）と、機能画像データＦ（ｋ）とを重ね合わせることにより、重畳機能画像データを生成する。また、ディスプレイ５２は、図１のステップＳ１０において、第１の実施形態で述べた差分機能画像データの代わりに、重畳機能画像データを表示してもよい。

これにより、第１の実施形態から第５の実施形態のいずれか一つに係る医用画像診断装置１は、補正機能画像データ又は加算機能画像データが有する各機能画像領域の位置と、ステップＳ６で基準とされた時相Ｔ（ｋ）の機能画像データＦ（ｋ）が有する各機能画像領域の位置との差異をユーザに視覚的に容易に認識させることができる。すなわち、第１の実施形態に係る医用画像診断装置１は、図３のステップＳ８で行った補正の精度をユーザに認識させることができる。

ディスプレイ５２は、図１のステップＳ１０において、補正機能５５７が対象部位の動きの影響を補正した機能画像データが示す情報と、補正機能５５７が対象部位の動きの影響を補正する前の機能画像データが示す情報との差を表す指標を表示してもよい。この指標は、例えば、補正機能５５７が対象部位の動きの影響を補正した機能画像データが示す情報と、補正機能５５７が対象部位の動きの影響を補正する前の機能画像データとの相互情報量である。

これにより、第１の実施形態から第５の実施形態のいずれか一つに係る医用画像診断装置１は、補正機能画像データ又は加算機能画像データが有する各機能画像領域の位置と、ステップＳ６で基準とされた時相Ｔ（ｋ）の機能画像データＦ（ｋ）が有する各機能画像領域の位置との差異をユーザに定量的に認識させることができる。

第１の実施形態から第５の実施形態では、形態画像データ撮影装置３及び機能画像データ撮影装置４が被検体Ｐの心臓の心電同期撮影を行う場合を例に挙げたが、これに限定されない。上述した実施形態は、例えば、形態画像データ撮影装置３及び機能画像データ撮影装置４が被検体Ｐの肺の呼吸同期撮影を行う場合に適用することができる。

被検体Ｐの信号に異常が発生した場合、形態画像データ収集機能５５４は、図３のステップＳ５において、当該異常が発生した周期全体の形態画像データを収集しなくてもよい。或いは、被検体Ｐの信号に異常が発生した場合、形態画像データ収集機能５５４は、図３のステップＳ５において、当該異常が発生した時相の形態画像データを収集しなくてもよい。これにより、第１の実施形態から第５の実施形態のいずれか一つに係る医用画像診断装置１は、信号の異常により、図３のステップＳ６で算出する変位が不正確な変位となることを回避することができる。

被検体Ｐの信号に異常が発生した場合、機能画像データ収集機能５５６は、図３のステップＳ５において、当該異常が発生した周期全体の機能画像データを収集しなくてもよい。或いは、被検体Ｐの信号に異常が発生した場合、機能画像データ収集機能５５６は、図３のステップＳ５において、当該異常が発生した時相の機能画像データを収集しなくてもよい。これにより、第１の実施形態から第５の実施形態のいずれか一つに係る医用画像診断装置１は、信号の異常により、図３のステップＳ８で行う補正が不正確な補正となることを回避することができる。

図１２を参照しながら、第１の実施形態から第５の実施形態のいずれか一つに係る医用画像診断装置１が図３のステップＳ８及びステップＳ９の処理の代わりに行う処理の一例を説明する。図１２は、第１の実施形態から第５の実施形態のいずれか一つに係る医用画像診断装置が図３のステップＳ８及びステップＳ９の処理の代わりに行う処理の一例を説明するための図である。

図１２に示すように、第１の実施形態から第５の実施形態のいずれか一つに係る医用画像診断装置１が被検体Ｐの心臓の各拍動の所定の範囲の時相ＴＰ（ｋ）における形態画像データＫ（ｋ）及び機能画像データＦ（ｋ）を生成する場合を例に挙げる。ここで、所定の範囲の時相ＴＰ（ｋ）は、例えば、被検体Ｐの心臓の各拍動の４５％〜５５％の心拍位相である。

補正機能５５７は、図３のステップＳ８において、例えば、各拍動における時相ＴＰ（ｋ）の前後の時相のワープフィールド及び時相ＴＰ（ｋ）のワープフィールドＤ（ｋ）を時系列に並べ、形態画像データが有する各形態画像領域の変位の時間変化を導出する。次に、補正機能５５７は、この時間変化に基づいて、形態画像データが有する各形態画像領域の変位の時相ＴＰ（ｋ）における微分係数や差分を算出する。そして、補正機能５５７は、この微分係数や差分を使用して、各拍動における機能画像データＦ（ｋ）が有する機能画像領域の位置を補正し、補正機能画像データＦＣ（ｋ）を生成する。

画像処理機能５５８は、図３のステップＳ９において、例えば、図１２に示すように、各拍動における補正機能画像データＦＣ（ｋ）の各機能画像領域の輝度を加算し、加算機能画像データΣ（ｋ）を生成する。加算機能画像データΣ（ｋ）の各機能画像領域の輝度は、各拍動における補正機能画像データＦＣ（ｋ）が有する各形態画像領域の輝度の総和である。このため、加算機能画像データΣ（ｋ）は、各拍動における補正機能画像データＦＣ（ｋ）よりも被検体Ｐの機能的な情報を鮮明に表している。

第１の実施形態から第５の実施形態では、形態画像データ撮影装置３がＸ線ＣＴ装置であり、機能画像データ撮影装置４がＰＥＴ装置である場合を例に挙げて説明したが、これに限定されない。例えば、形態画像データ撮影装置３は、磁気共鳴イメージング装置でもよい。また、機能画像データ撮影装置４は、ＳＰＥＣＴ装置等、他の核医学イメージング装置でもよい。

上述したプロセッサは、例えば、ＣＰＵ（Central Processing Unit）、ＧＰＵ（Graphics Processing Unit）、特定用途向け集積回路（Application Specific Integrated Circuit：ＡＳＩＣ）、プログラマブル論理デバイス（Programmable Logic Device：ＰＬＤ）、フィールドプログラマブルゲートアレイ（Field Programmable Gate Array：ＦＰＧＡ）である。また、プログラマブル論理デバイス（Programmable Logic Device：ＰＬＤ）は、例えば、単純プログラマブル論理デバイス（Simple Programmable Logic Device：ＳＰＬＤ）、複合プログラマブル論理デバイス（Complex Programmable Logic Device：ＣＰＬＤ）である。

上述した実施形態では、駆動回路２２、信号取得回路２３、データ収集回路３４、同時計数情報収集回路４２及び処理回路５５は、記憶回路５４に保存されたプログラムを読み出して実行することにより、その機能を実現したが、これに限定されない。記憶回路５４にプログラムを保存する代わりに、これらの回路それぞれにプログラムを直接組み込んでもよい。この場合、これらの回路は、直接組み込まれたプログラムを読み出して実行することにより、その機能を実現する。

図２に示した各回路は、適宜分散又は統合されてもよい。例えば、処理回路５５は、調整機能５５０、撮影制御機能５５１、形態画像データ生成機能５５２、機能画像データ生成機能５５３、形態画像データ収集機能５５４、変位算出機能５５５、機能画像データ収集機能５５６、補正機能５５７、画像処理機能５５８及び制御機能５５９それぞれの機能を実行する回路に分散されてもよい。すなわち、処理回路５５は、調整回路、撮影制御回路、形態画像データ生成回路、機能画像データ生成回路、形態画像データ収集回路、変位算出回路、機能画像データ収集回路、補正回路、画像処理回路及び制御回路に分散されてもよい。また、駆動回路２２、信号取得回路２３、データ収集回路３４、同時計数情報収集回路４２及び処理回路５５は、任意に統合されてもよい。

以上説明した少なくとも一つの実施形態によれば、対象部位の動きの影響が低減された機能画像データを生成することができる。

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

５５４ 形態画像データ収集機能
５５５ 変位算出機能
５５６ 機能画像データ収集機能
５５７ 補正機能
５５０ 調整機能

Claims (12)

1. 各時相における対象部位の形態画像データを収集する形態画像データ収集部と、
   複数の前記形態画像データに基づいて、前記形態画像データが有する形態画像領域の変位を算出する変位算出部と、
   前記対象部位に存在する放射性医薬品により発生する放射線に基づいて、各時相における前記対象部位の機能画像データを収集する機能画像データ収集部と、
   前記変位に基づいて、前記機能画像データにおける前記対象部位の動きの影響を補正する補正部と、
   前記変位算出部が前記変位の算出に使用する前記形態画像データの生成に寄与する形態画像用データの収集期間と、前記補正部が補正する前記機能画像データの生成に寄与する機能画像用データの収集期間とを合わせる調整部と、
   を備える、医用画像診断装置。
2. 前記補正部は、前記対象部位の動きの影響を補正する前記機能画像データに対応する時相における前記変位に基づいて、前記機能画像データにおいて前記形態画像領域に相当する機能画像領域の位置を補正する、請求項１に記載の医用画像診断装置。
3. 前記調整部は、前記形態画像用データの収集期間の全てが前記形態画像データの生成に寄与する場合、前記形態画像用データの収集期間と、前記補正部が補正する前記機能画像データの生成に寄与する前記機能画像用データの収集期間とを合わせる、請求項１又は請求項２に記載の医用画像診断装置。
4. 前記調整部は、前記形態画像用データの収集期間の一部が前記形態画像データの生成に寄与する場合、前記形態画像用データを収集する形態画像データ撮影装置の時間分解能と、前記補正部が補正する前記機能画像データの生成に寄与する前記機能画像用データの収集期間とを合わせる、請求項１又は請求項２に記載の医用画像診断装置。
5. 前記調整部は、前記形態画像データがセグメント再構成により生成される場合、前記形態画像用データを収集する形態画像データ撮影装置の各時相における時間分解能の平均を算出し、前記補正部が補正する前記機能画像データの生成に寄与する前記機能画像用データの収集期間を前記平均に合わせる、請求項１又は請求項２に記載の医用画像診断装置。
6. 前記調整部は、前記機能画像データの生成に寄与する前記機能画像用データの収集期間が、前記変位算出部が前記変位の算出に使用する前記形態画像データの生成に寄与する形態画像用データの収集期間と重複する期間に応じて、前記機能画像データを重み付け加算することにより、重み付け加算機能画像データを生成し、
   前記補正部は、前記重み付け加算機能画像データにおける前記対象部位の動きの影響を補正する、請求項１又は請求項２に記載の医用画像診断装置。
7. 前記調整部は、前記変位算出部が前記変位の算出に使用する前記形態画像データの生成に寄与する形態画像用データの収集期間が、前記機能画像データの生成に寄与する前記機能画像用データの収集期間と重複する期間に応じて、前記変位を重み付け加算した重み付け変位を算出し、
   前記補正部は、前記重み付け変位に基づいて、前記機能画像データにおける前記対象部位の動きの影響を補正する、請求項１又は請求項２に記載の医用画像診断装置。
8. 前記補正部が前記対象部位の動きの影響を補正した前記機能画像データと、前記対象部位の動きの影響を補正する前の前記機能画像データとの差分をとることにより、差分機能画像データを生成する画像処理部と、
   前記差分機能画像データを表示する表示部と、
   を更に備える、請求項１から請求項７のいずれか一つに記載の医用画像診断装置。
9. 前記補正部が前記対象部位の動きの影響を補正した前記機能画像データと、前記対象部位の動きの影響を補正する前の前記機能画像データとを重ね合わせることにより、重畳機能画像データを生成する画像処理部と、
   前記重畳機能画像データを表示する表示部と、
   を更に備える、請求項１から請求項７のいずれか一つに記載の医用画像診断装置。
10. 前記補正部が前記対象部位の動きの影響を補正した前記機能画像データが示す情報と、前記対象部位の動きの影響を補正する前の前記機能画像データが示す情報との差を表す指標を表示する表示部を更に備える、請求項１から請求項７のいずれか一つに記載の医用画像診断装置。
11. 前記表示部は、前記指標として相互情報量を表示する、請求項１０に記載の医用画像診断装置。
12. 各時相における対象部位の形態画像データを収集する形態画像データ収集部と、
    複数の前記形態画像データに基づいて、前記形態画像データが有する形態画像領域の変位を算出する変位算出部と、
    前記対象部位に存在する放射性医薬品により発生する放射線に基づいて、各時相における前記対象部位の機能画像データを収集する機能画像データ収集部と、
    前記変位に基づいて、前記機能画像データにおける前記対象部位の動きの影響を補正する補正部と、
    前記変位算出部が前記変位の算出に使用する前記形態画像データの生成に寄与する形態画像用データの収集期間と、前記補正部が補正する前記機能画像データの生成に寄与する機能画像用データの収集期間とを合わせる調整部と、
    を備える、医用画像処理装置。

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