JP2020038165A - 核医学診断装置 - Google Patents

Abstract

【課題】減弱マップの有効視野外の非被検体部材による減弱の影響を補正した核医学画像を生成することができる核医学診断装置を提供する。【解決手段】実施形態に係る核医学診断装置は、取得部と、生成部と、受付部と、抽出部と、補間拡大部とを備える。取得部は、Ｘ線ＣＴ装置で撮影したトランケーションのないSPECTＳＰＥＣＴ用非被検体部材の有効視野を持つ第１のサイズの再構成領域からなる減弱係数画像を取得する。生成部は、減弱係数画像にもとづいて第１のサイズの再構成領域からなる減弱補正係数画像を生成する。受付部は、第１のサイズの再構成領域よりも小さいＳＰＥＣＴ収集データの有効視野を持つ第２のサイズの再構成領域の核医学画像の取得に関する情報を受け付ける。抽出部は、減弱補正係数画像のうち、第２のサイズの再構成領域に対応した範囲を抽出する。補間拡大部は、抽出した範囲の減弱補正係数画像を第１のサイズの再構成領域及び第２のサイズの再構成領域に基づいて補間拡大する。【選択図】 図３

Description

本発明の実施形態は、核医学診断装置に関する。

ＳＰＥＣＴ（Single Photon Emission computed Tomography）装置などの核医学診断装置は、放射性同位元素（Radio Isotope、以下ＲＩという）を含む薬品（血流マーカ、トレーサ）が生体内の特定組織や臓器に選択的に取り込まれる性質を利用して、生体内に分布したＲＩから放射されるガンマ線を、生体外に配設されたガンマ線検出器を有するガンマカメラで検出する。核医学診断装置は、ガンマ線検出器によって検出したガンマ線の線量分布を画像化した核医学画像を生成することで、体内臓器などの機能画像を提供することができる。

核医学検査の特長の１つは、投与されたＲＩが被検体に集積された量が定量的にわかることである。たとえばＳＰＥＣＴ検査で定量値による診断を行う場合、減弱、散乱線、位置分解能（部分容積効果）による影響を精度よく補正することにより、定量値による診断を高精度に行うことが可能となる。

減弱とは、ＲＩから放射されるガンマ線の生体内の組織等による減弱をいう。核医学診断装置は一般に、この減弱を考慮するため、核医学画像を生成する際に、減弱係数画像から生成された減弱補正係数画像にもとづいて補正（減弱補正）を行なう。減弱補正を精度よく行うことにより、核医学再構成像から求められる定量値の精度を向上させることができる。

しかし、減弱係数画像の有効視野外に吸収体（以下、非被検体部材という）が存在する場合、この非被検体部材による減弱の影響を考慮して減弱補正することが難しく、減弱補正の精度が大幅に低下してしまう。

特表２０１１−５２１２２４号公報

本発明が解決しようとする課題は、減弱係数画像の有効視野外の非被検体部材による減弱の影響を補正した核医学画像を生成することである。

実施形態に係る核医学診断装置は、取得部と、生成部と、受付部と、抽出部と、補間拡大部とを備える。取得部は、Ｘ線ＣＴ装置で撮影したトランケーションのないSPECT用非被検体部材の有効視野（第１のサイズと称する。）の再構成領域からなる減弱係数画像を取得する。生成部は、減弱係数画像にもとづいて第１のサイズの再構成領域からなる減弱補正係数画像を生成する。受付部は、第１のサイズの再構成領域よりも小さいＳＰＥＣＴ収集データの有効視野（第２のサイズと称する。）の再構成領域の核医学画像の取得に関する情報を受け付ける。抽出部は、減弱補正係数画像のうち、第２のサイズの再構成領域に対応した範囲を抽出する。補間拡大部は、抽出した範囲の減弱補正係数画像を第１のサイズの再構成領域及び第２のサイズの再構成領域に基づいて補間拡大する。

（ａ）は第１実施形態に係る核医学診断装置の一例を示すブロック図、（ｂ）は（ａ）のＸ−Ｘ’線に沿う断面図。 核医学診断装置の内部構成例を概略的に示すブロック図。 第１実施形態に係る処理回路のプロセッサによる実現機能例を示す概略的なブロック図。 非被検体部材が減弱マップの有効視野外に存在する場合について説明するための図。 図１に示す処理回路のプロセッサにより非被検体部材を含まない減弱マップを用いて前処理再構成ＳＰＥＣＴ像（非被検体部材の減弱補正のみが行われていないＳＰＥＣＴ画像）を生成する前処理を実行する際の手順の一例を示すフローチャート。 図１に示す処理回路のプロセッサにより前処理再構成ＳＰＥＣＴ像に対して非被検体部材の減弱補正のみを行う後処理を実行する際の手順の一例を示すフローチャート。 第１実施形態に係る後処理におけるＸ線ＣＴ画像の有効視野（減弱マップの有効視野）と減弱補正係数画像の有効視野との関係の一例を示す説明図。 第２実施形態に係る核医学診断装置の処理回路のプロセッサによる実現機能例を示す概略的なブロック図。 第２実施形態に係る処理回路のプロセッサにより、前処理再構成ＳＰＥＣＴ像に対して３Ｄ減弱補正マップを用いて非被検体部材の減弱補正を行う後処理を実行する際の手順の一例を示すフローチャート。

以下、図面を参照しながら、核医学診断装置の実施形態について詳細に説明する。

本実施形態に係る核医学診断装置は、ＳＰＥＣＴやＰＥＴ（Positron Emission Tomography）等のガンマ線検出器を備えた単体装置に適用することが可能である。また、本実施形態に係る核医学診断装置は、ガンマ線検出器を備えた装置が形態画像を生成するＸ線ＣＴ（Computed Tomography）装置等の装置に組み合わせられたＳＰＥＣＴ−ＣＴ装置やＰＥＴ−ＣＴ装置等の複合装置にも適用することが可能である。以下、本発明に係る核医学診断装置として３検出器型のガンマ線検出器回転型のＳＰＥＣＴ装置を用いる場合の一例について示す。なお、ガンマ線検出器回転型ＳＰＥＣＴ装置としては、ガンマ線検出器が１つ、２つまたは４以上のものであってもよい。

（第１の実施形態）
図１（ａ）は、第１実施形態に係る核医学診断装置１の一例を示すブロック図であり、（ｂ）は（ａ）のＸ−Ｘ’線に沿う断面図である。また、図２は、核医学診断装置１の内部構成例を概略的に示すブロック図である。
核医学診断装置１は、図１（ａ）に示すように、架台装置１０、寝台装置２０、およびコンソール３０を有する。

架台装置１０は、その内部に円筒状の撮像空間を形成する架台本体１１と、３つのガンマ線検出器１２ａ、１２ｂおよび１２ｃとを有する。また、架台装置１０はさらに、３つのガンマ線検出器１２ａ、１２ｂおよび１２ｃのそれぞれに着脱自在に設けられた３つのコリメータ１３ａ、１３ｂおよび１３ｃと、回転駆動装置１４とを備える。

架台本体１１は、土台と、土台に固定された筐体で構成された固定架台と、固定架台に対して回転可能に支持された回転板を含む回転架台とを備える。固定架台および回転架台は、たとえば架台カバーにより覆われる。固定架台、回転架台、およびこれらを覆う架台カバーの中央部分には、撮像領域を内包する開口が設けられる。

図１（ｂ）に示すように、本実施形態に係る核医学診断装置１は、三角形状に配置された３つのガンマ線検出器１２ａ、１２ｂおよび１２ｃを備えた３検出器型のガンマ線検出器回転型のＳＰＥＣＴ装置である。

３つのガンマ線検出器１２ａ、１２ｂおよび１２ｃは、回転架台に保持される。回転架台が回転駆動装置１４を介して回転軸の周り（ｚ軸周り）に回転することにより、３つのガンマ線検出器１２ａ、１２ｂおよび１２ｃは一体として回転軸の周りを回転する

ガンマ線検出器１２ａは、被検体（たとえば患者）に投与されたテクネシウムなどのＲＩ（放射性同位元素）から放射されるガンマ線を検出する。なお、ガンマ線検出器１２ｂおよび１２ｃはガンマ線検出器１２ａと同様の構成および作用を有するため、説明を省略する。

ガンマ線検出器１２ａは、被検体（たとえば患者）Ｐに投与されたＴｌ−２０１やＴｃ−９９ｍなどのＲＩ（放射性同位元素）から放射されるガンマ線を検出する。なお、ガンマ線検出器１２ｂおよび１２ｃはガンマ線検出器１２ａと同様の構成および作用を有するため、説明を省略する。ガンマ線検出器１２ａは、シンチレータ型検出器であってもよいし、半導体型検出器であってもよい。

ガンマ線検出器１２ａがシンチレータ型検出器である場合は、ガンマ線検出器１２ａは、ガンマ線の入射角度を規定するためのコリメータ１３ａと、コリメータ１３ａによってコリメートされたガンマ線が入射すると瞬間的な閃光を発するシンチレータと、ライトガイドと、シンチレータから射出された光を検出する２次元に配列された複数の光電子増倍管と、シンチレータ用電子回路などを有する。シンチレータは、たとえばタリウム活性化ヨウ化ナトリウムＮａＩ（Ｔｌ）により構成される。

シンチレータ用電子回路は、ガンマ線が入射する事象（イベント）が発生するごとに、複数の光電子増倍管の出力にもとづいて複数の光電子増倍管により構成される検出面内におけるガンマ線の入射位置情報（位置情報）、入射強度情報および入射時刻情報を生成しコンソール３０の処理回路３５に出力する。この位置情報は、検出面内の２次元座標の情報であってもよいし、あらかじめ検出面を複数の分割領域（１次セル）に仮想的に分割しておき（たとえば１２８×１２８個に分割しておき）、どの１次セルに入射があったかを示す情報であってもよい。

一方、ガンマ線検出器１２ａが半導体型検出器である場合は、ガンマ線検出器１２ａは、コリメータ１３ａと、コリメータ１３ａによりコリメートされたガンマ線を検出するための２次元に配列された複数のガンマ線検出用半導体素子（以下、半導体素子という）と、半導体用電子回路などを有する。半導体素子は、たとえばＣｄＴｅやＣｄＺｎＴｅ（ＣＺＴ）により構成される。

半導体用電子回路は、ガンマ線が入射する事象（イベント）が発生するごとに、半導体素子の出力にもとづいて入射位置情報、入射強度情報および入射時刻情報を生成して処理回路３５に出力する。この位置情報は、複数の半導体素子（たとえば１２８×１２８個）のうちのどの半導体素子に入射したかを示す情報である。

すなわち、ガンマ線検出器１２ａは、イベントごとに入射位置情報、入射強度情報および入射時刻情報を出力する。また、位置情報は、１次セルのどの位置にガンマ線が入射したかを示す情報および検出面内の２次元座標の情報の少なくとも一方である。

ガンマ線検出器１２ａ、１２ｂおよび１２ｃは、処理回路３５により撮像タイミングを制御される。

コリメータ１３ａ、１３ｂおよび１３ｃはそれぞれ、鉛やタングステンなどの放射線を透過しづらい物質により構成され、光子が飛来する方向を規制するための複数の孔が設けられる。この孔は、たとえば六角形などの多角形形状を有する。

回転駆動装置１４は、回転架台を所定の回転軸ｒの周りに高速回転させるためのモータなどの回転手段、回転手段の回転を制御するための電子部品、および回転手段の回転を回転架台に伝達するローラなどの伝達手段などを有する。回転駆動装置１４は、データ収集回路１５を介して処理回路３５に制御されて、回転架台を所定の回転軸ｒの周りに回転させる。たとえば、処理回路３５は、回転架台を介してガンマ線検出器１２ａ、１２ｂおよび１２ｃを被検体Ｐの周りに連続にあるいはステップ的に回転させることにより、複数方向からの被検体のＳＰＥＣＴ投影データ（以下、投影データという）を収集することができる。

データ収集回路１５は、たとえばプリント回路基板により構成され、処理回路３５により制御されて、ガンマ線検出器１２ａ、１２ｂおよび１２ｃ、回転駆動装置１４および天板駆動装置２３を制御することにより、被検体Ｐの撮像を実行する。

データ収集回路１５は、ガンマ線検出器１２ａ、１２ｂおよび１２ｃのそれぞれの出力をたとえばリストモードで収集し、収集した投影データをコンソール３０に出力する。リストモードでは、ガンマ線の検出位置情報、強度情報、ガンマ線検出器１２ａ、１２ｂおよび１２ｃと被検体Ｐとの相対位置を示す情報（ガンマ線検出器１２ａ、１２ｂおよび１２ｃの位置や角度など）、およびガンマ線の検出時刻がガンマ線の入射イベントごとに収集される。

寝台装置２０は、天板２１と、天板２１を垂直方向および水平方向に移動させる寝台本体２２と、天板２１を移動させる天板駆動装置２３とを有する。

天板２１は、ｚ軸方向に長手方向を有し、ｘ軸方向に短手方向を有する板状の部材により構成される。被検体は、天板２１上に載置される。被検体Ｐは、天板２１に載置される。

寝台本体２２は、床面に設置され、天板２１を昇降自在に支持する。たとえば、寝台本体２２は、長尺形状を有しＸ字状に配された２つの支持部材と、２つの支持部材の中央部を軸支する連結ピンとを有し、２つの支持部材の上端部に天板２１が支持される。この場合、天板２１は、たとえば２つの支持部材の下端部どうしの間隔を狭めることにより上昇し、下端部どうしの間隔を広げることにより下降する。

天板駆動装置２３は、データ収集回路１５を介して処理回路３５に制御されて、天板２１を移動させる。具体的には、天板駆動装置２３は、天板２１をｚ軸方向やｘ軸方向に沿って移動させる駆動源としてのモータ、およびこのモータを制御するための電子部品などを有する。また、天板駆動装置２３は、天板２１を昇降させる駆動源としてのモータ、およびこのモータを制御するための電子部品などを有する。

一方、核医学診断装置１のコンソール３０は、たとえば一般的なパーソナルコンピュータやワークステーションなどにより構成され、入力回路３１、ディスプレイ３２、記憶回路３３、ネットワーク接続回路３４および処理回路３５を有する。なお、コンソール３０は独立して設けられずともよく、たとえばコンソール３０の構成３１−３５の一部が固定架台１６に分散して設けられてもよい。

入力回路３１は、たとえばトラックボール、スイッチボタン、マウス、キーボード、テンキーなどの一般的な入力装置により構成され、ユーザの操作に対応した操作入力信号を処理回路３５に出力する。たとえば、ユーザは、入力回路３１を介して撮像対象部位や検査で用いるＲＩを指定することができる。

ディスプレイ３２は、たとえば液晶ディスプレイやＯＬＥＤ（Organic Light Emitting Diode）ディスプレイなどの一般的な表示出力装置により構成される。

記憶回路３３は、磁気的もしくは光学的記録媒体または半導体メモリなどの、プロセッサにより読み取り可能な記録媒体を含んだ構成を有する。記憶回路３３は、処理回路３５により制御されて、表示画素ごとの計数値（入力カウント数）や核医学画像を記憶する。これら記録媒体内のプログラムおよびデータの一部または全部は、電子ネットワークを介した通信によりダウンロードされるように構成してもよい。

ネットワーク接続回路３４は、たとえば所定のプリント回路基板を有するネットワークカードなどにより構成され、ネットワークの形態に応じた種々の情報通信用プロトコルを実装する。ネットワーク接続回路３４は、この各種プロトコルに従って核医学診断装置１と他の機器とを接続する。この接続には、電子ネットワークを介した電気的な接続などを適用することができる。ここで電子ネットワークとは、電気通信技術を利用した情報通信網全般を意味し、無線／有線の病院基幹ＬＡＮ（Local Area Network）やインターネット網のほか、電話通信回線網、光ファイバ通信ネットワーク、ケーブル通信ネットワークおよび衛星通信ネットワークなどを含む。

処理回路３５は、記憶回路３３に記憶されたプログラムを読み出して実行することにより、減弱係数画像（減弱係数マップ、以下減弱マップという）の有効視野外の非被検体部材５２による減弱の影響を補正した核医学画像を生成するための処理を実行するプロセッサである。

図３は、第１実施形態に係る処理回路３５のプロセッサによる実現機能例を示す概略的なブロック図である。また、図４は、非被検体部材が減弱マップの有効視野外に存在する場合について説明するための図である。

ところで、Ｘ線ＣＴ画像５１の有効視野（第１のサイズの再構成領域、たとえば２５６ｍｍ×２５６ｍｍ）よりもＳＰＥＣＴ画像６０の有効視野（第２のサイズの再構成領域、たとえば２１０ｍｍ×２１０ｍｍ）のほうが小さいことがある。この場合、Ｘ線ＣＴ画像５１をＳＰＥＣＴ画像に位置合わせすることが必要となる（図４右参照）。

しかし、Ｘ線ＣＴ画像５１の有効視野よりもＳＰＥＣＴ画像６０の有効視野のほうが小さい場合Ｘ線ＣＴ画像５１に含まれているヘッドレストや天板２１などの非被検体部材５２の一部に欠け（トランケーション）が生じてしまうことがある。この場合、非被検体部材５２の一部が切れてしまったＸ線ＣＴ画像５１にもとづいて減弱マップが生成される。この場合、減弱補正マップはこの減弱マップにもとづいて減弱補正マップが生成されることになるため、減弱マップの有効視野外の非被検体部材５２による減弱の影響を補正することが難しくなってしまう。

そこで、本実施形態に係る処理回路３５は、前処理として、非被検体部材５２を含まない減弱マップを用いて第２のサイズを有する前処理再構成ＳＰＥＣＴ像（以下、前処理再構成ＳＰＥＣＴ像という）を生成する。そして、処理回路３５は、後処理として、前処理再構成ＳＰＥＣＴ像に対して、非被検体部材５２の減弱補正を行う。

これらの前処理および後処理を行うため、図３に示すように、処理回路３５のプロセッサは、取得機能４１、減弱補正マップ生成機能４２、再構成機能４３、受付機能４４、抽出機能４５、および補間拡大機能４６を実現する。これらの各機能４１−４６は、それぞれプログラムの形態で記憶回路３３に記憶されている。

まず、前処理について説明する。図５は、図１に示す処理回路３５のプロセッサにより非被検体部材５２を含まない減弱マップを用いて前処理再構成ＳＰＥＣＴ像（非被検体部材の減弱補正のみが行われていないＳＰＥＣＴ画像）を生成する前処理を実行する際の手順の一例を示すフローチャートである。

ステップＳ１において、取得機能４１は、前処理において、ヘッドレストや天板２１などの非被検体部材５２を含まない前処理用減弱マップを取得する。なお、ＭＲ画像から減弱マップを作成する場合は、元になるＭＲ画像そのものに非被検体部材を含まないので、作成された前処理用減弱マップも非被検体部材を含まないものになる。

前処理用減弱マップは、たとえば被検体と非被検体部材５２をともに含むＸ線ＣＴ画像５１（図４左参照）のうち、非被検体部材５２の領域に対して空気を示す値である−１０００ＨＵを割り当てた画像にもとづいて生成される。なお、前処理に用いられるＸ線ＣＴ画像５１に含まれる非被検体部材５２は、ＳＰＥＣＴ撮影時に用いられる非被検体部材（ＳＰＥＣＴ用非被検体部材）とは異なるものであってもよい。

次に、ステップＳ２において減弱補正マップ生成機能４２は、前処理において、非被検体部材５２を含まない前処理用減弱マップを生成し、ＳＰＥＣＴ画像の有効視野である第２のサイズと同じサイズに拡大し、減弱補正マップ（減弱補正係数画像）を生成する。

次に、ステップＳ３において、再構成機能４３は、前処理において、前処理用減弱マップから生成された減弱補正マップにもとづいて、被検体の核医学投影データ（ＳＰＥＣＴ投影データ）を再構成して、前処理再構成ＳＰＥＣＴ像を生成する。なお、前処理においては、再構成機能４３は、減弱補正方法としてＣｈａｎｇ法、Ｓｏｒｅｎｓｏｎ法、ＯＳ−ＥＭ法など種々の方法を用いることができる。一方、後処理においては、再構成機能４３は、Ｃｈａｎｇ法を用いて減弱補正することが好ましい。

以上の手順により、非被検体部材５２を含まない減弱マップを用いて前処理再構成ＳＰＥＣＴ像を生成することができる。

前処理において、再構成機能４３により用いられる減弱補正マップは、非被検体部材を含まない前処理用減弱マップにもとづいて生成される。このため、前処理で生成される前処理再構成ＳＰＥＣＴ像は、非被検体部材による減弱の影響を補正していない画像である。

次に、後処理について説明する。図６は、図１に示す処理回路３５のプロセッサにより前処理再構成ＳＰＥＣＴ像に対して非被検体部材５２の減弱補正のみを行う後処理を実行する際の手順の一例を示すフローチャートである。この手順は、図５に示す手順により前処理再構成ＳＰＥＣＴ像が生成されてスタートとなる。

また、図７は、後処理におけるＸ線ＣＴ画像の有効視野（減弱マップの有効視野）と減弱補正係数画像の有効視野との関係の一例を示す説明図である。

取得機能４１は、後処理では、ステップＳ１１において、第１のサイズ（たとえば２５６ｍｍ×２５６ｍｍ）の再構成領域６１からなるＸ線ＣＴ画像５１（図７左参照）にもとづいて生成された、第１のサイズの再構成領域６１からなる減弱マップ（減弱係数画像）を取得する。

後処理で用いられる減弱マップは、ＳＰＥＣＴ撮影で用いられる非被検体部材（以下、ＳＰＥＣＴ撮影用の非被検体部材という）を撮影して収集されたＸ線ＣＴ画像５１や磁気共鳴画像にもとづいて生成されるか、あるいは、シミュレーションにより生成されたＳＰＥＣＴ撮影用の非被検体部材を含む画像にもとづいて生成される。後処理で用いられる減弱マップを生成するためのこれらの画像には、ＳＰＥＣＴ撮影用の非被検体部材が欠けることなく含まれていればよく、被検体は含まれなくてもよい。

なお、図５のステップＳ４で取得される前処理用減弱マップの元データであるＸ線ＣＴ画像５１が取得可能であり、かつこのＸ線ＣＴ画像５１に含まれる非被検体部材５２がＳＰＥＣＴ撮影用の非被検体部材である場合は、後処理用の減弱マップはこのＸ線ＣＴ画像５１にもとづいて生成されてもよい。

減弱補正マップ生成機能４２は、後処理では、ステップＳ１２において、第１のサイズの再構成領域６１からなる減弱マップにもとづいて、第１のサイズの再構成領域６１からなる減弱補正マップ５４を生成する（図７中央参照）。

次に、ステップＳ１３において、受付機能４４は、第１のサイズの再構成領域よりも小さい第２のサイズ（たとえば２１０ｍｍ×２１０ｍｍ）の再構成領域６２からなる前処理再構成ＳＰＥＣＴ像の取得に関する情報を受け付ける。ＳＰＥＣＴ画像の再構成領域（有効視野）のサイズは、たとえば撮影プロトコルに応じて定まる。

次に、ステップＳ１４において、抽出機能４５は、減弱補正マップ５４のうち、第２のサイズの再構成領域６２に対応した範囲を抽出する。

次に、ステップＳ１５において、補間拡大機能４６は、抽出機能４５が抽出した範囲の減弱補正マップを、第１のサイズの再構成領域６１および第２のサイズの再構成領域６２にもとづいて補間拡大する（図７中央および右参照）。

そして、再構成機能４３は、後処理では、ステップＳ１６において、補間拡大機能４６により補間拡大された減弱補正マップ６０（図７右参照）にもとづいてＣｈａｎｇ法を用いて前処理再構成ＳＰＥＣＴ像を再構成することにより、ＳＰＥＣＴ撮影用の非被検体部材によるガンマ線の減弱の影響を補正した、第２のサイズを有する後処理再構成ＳＰＥＣＴ像を生成する。具体的には、再構成機能４３は、ステップＳ１６において、補間拡大された減弱補正マップ６０と前処理再構成ＳＰＥＣＴ像とを掛け合わせることにより後処理再構成ＳＰＥＣＴ像を生成する。

以上の手順により、前処理再構成ＳＰＥＣＴ像に対して、ＳＰＥＣＴ撮影用の非被検体部材の減弱補正を行うことができる。

なお、図７に示す手順において、非被検体部材の高さを考慮してもよい。たとえば、被検体ごとにＳＰＥＣＴ撮影用のヘッドレストの高さが異なる場合には、ステップＳ１３の処理の後、ステップＳ１４の処理の前に、減弱補正マップ５４と前処理再構成ＳＰＥＣＴ像とを位置合わせするとよい。減弱補正マップよりも減弱マップのほうが、非被検体部材の輪郭が鮮鋭であり位置合わせに適している。

このため、抽出機能４５は、まず、第２のサイズの再構成領域６２の前処理再構成ＳＰＥＣＴ像に対して減弱マップを位置合わせするよう減弱マップを拡大してから、ステップＳ１４において、この拡大して位置合わせした減弱マップの位置にもとづいて、減弱補正マップから第２のサイズの再構成領域６２に対応した範囲を抽出するとよい。被検体部材の高さを考慮するよう減弱補正マップ５４と前処理再構成ＳＰＥＣＴ像とを位置合わせすることで、より精度良く非被検体部材による減弱の影響を補正することができる。

本実施形態に係る核医学診断装置１は、後処理において、ＳＰＥＣＴ画像の再構成領域６２よりも大きいサイズの再構成領域６１を有し、ＳＰＥＣＴ撮影で用いられる非被検体部材を含む減弱マップから減弱補正マップ５４を取得する。そして、この減弱補正マップ５４のうち、ＳＰＥＣＴ画像の再構成領域６２に対応する範囲を補間拡大した減弱補正マップ６０を用いて減弱補正を行う。このため、減弱マップの有効視野外のヘッドレストや天板２１などの非被検体部材による減弱の影響を精度良く補正した核医学画像を極めて容易に生成することができる。したがって、本実施形態に係る核医学診断装置１は、核医学検査で核医学画像から算出した定量値による診断を行う場合の精度を大きく向上させることができる。

また、本実施形態に係る核医学診断装置１の減弱補正方法によれば、減弱マップの再構成領域よりも核医学画像の再構成領域のほうが小さい場合であっても、ヘッドレストなどの非被検体部材のトランケーションによるアーティファクトを防ぐことができる。このため、本実施形態に係る減弱補正方法は、小視野のガンマ線検出器に好適である。また、

（第２の実施形態）
次に、本発明に係る核医学診断装置１の第２実施形態について説明する。

図８は、第２実施形態に係る核医学診断装置１の処理回路３５Ａのプロセッサによる実現機能例を示す概略的なブロック図である。第２実施形態に示す処理回路３５Ａは、ボリュームデータにもとづいて生成される３次元の減弱マップ（以下、３Ｄ減弱マップという）および３次元の減弱補正マップ（以下、３Ｄ減弱補正マップという）を利用する点で第１実施形態に示す処理回路３５と異なる。図１に示す核医学診断装置１と実質的に異ならない構成には同一符号を付して説明を省略する。

図８に示すように、処理回路３５Ａのプロセッサは、取得機能４１Ａ、減弱補正マップ生成機能４２Ａ、再構成機能４３Ａ、位置合わせ機能７１、および補正機能７２を実現する。これらの各機能は、それぞれプログラムの形態で記憶回路３３に記憶されている。

図９は、第２実施形態に係る処理回路３５Ａのプロセッサにより、前処理再構成ＳＰＥＣＴ像に対して３Ｄ減弱補正マップを用いて非被検体部材５２の減弱補正を行う後処理を実行する際の手順の一例を示すフローチャートである。この手順は、図５に示す手順により前処理再構成ＳＰＥＣＴ像が生成されてスタートとなる。なお、前処理については第１実施形態と同様であるため説明を省略する。

まず、ステップＳ２１において、取得機能４１Ａは、第１のサイズの再構成領域からなる３Ｄ減弱マップを取得する。この減弱マップは、たとえば、ＳＰＥＣＴ撮影用の非被検体部材が欠けることなく含まれたボリュームデータにもとづいて生成される。第２実施形態においても、３Ｄ減弱マップの再構成領域の第１のサイズは、前処理再構成ＳＰＥＣＴ像の再構成領域の第２のサイズより大きい。

次に、ステップＳ２２において、減弱補正マップ生成機能４２Ａは、第１のサイズの再構成領域からなる３Ｄ減弱マップにもとづいて、第１のサイズの再構成領域からなる３Ｄ減弱補正マップを生成する。

次に、ステップＳ２３において、位置合わせ機能７１は、３Ｄ減弱マップと前処理再構成ＳＰＥＣＴ像とを、相対的にシフト、回転等させることにより３次元で位置合わせし、この位置合わせに用いられた位置合わせパラメータを取得する。

次に、ステップＳ２４において、位置合わせ機能７１は、取得した位置合わせパラメータで、３Ｄ減弱補正マップと前処理再構成ＳＰＥＣＴ像とを３次元で位置合わせする。

次に、ステップＳ２５において、補正機能７２は、３次元で位置合わせした３Ｄ減弱補正マップのうち、非被検体部材による減弱の影響を無視できる領域のデータを１．０に補正する。これは、データのない領域から入ってきた部分の減弱補正を行わないようにするためである。３Ｄ減弱補正マップと前処理再構成ＳＰＥＣＴ像とが掛け合わされたとき、前処理再構成ＳＰＥＣＴ像のうち１．０を乗じられた部分については、減弱補正は行われず元のＳＰＥＣＴ像のデータが維持されることになる。

次に、ステップＳ２６において、再構成機能４３Ａは、位置合わせされた３Ｄ減弱補正マップにもとづいて、前処理再構成ＳＰＥＣＴ像を再構成して後処理再構成ＳＰＥＣＴ像を生成する。

以上の手順により、前処理再構成ＳＰＥＣＴ像に対して３Ｄ減弱補正マップを用いて非被検体部材５２の減弱補正を行うことができる。

第２実施形態に係る核医学診断装置１によっても、第１実施形態と同様の効果を奏する。また、第２実施形態に係る核医学診断装置１は、ボリュームデータにもとづく３Ｄ減弱補正データと前処理再構成ＳＰＥＣＴ像とを位置合わせして減弱補正を行う。このため、ヘッドレストなどの非被検体部材の位置や形状が前処理再構成ＳＰＥＣＴ像のスライスごとに異なる場合であっても、容易かつ正確に非被検体部材の減弱による影響を補正することができる。すなわち、ヘッドレストなどの非被検体部材の位置を決めうちにし、拡大した減弱補正マップを単純に掛け合わせる第１実施形態に係る核医学診断装置１にくらべ、第２実施形態に係る核医学診断装置１によれば、減弱補正マップをシフト、回転等させたり線形補間するなどして減弱補正マップを作成することで、たとえばヘッドレストの位置の高さを調整して正確に非被検体部材の減弱による影響を補正することができる。

また、Ｘ線ＣＴ画像上からＸ線ＣＴ装置の天板やヘッドレストなどの非被検体部材５２を削除するとともに、Ｘ線ＣＴ画像上にＳＰＥＣＴ撮影用の非被検体部材の画像を貼り付けておけば、核医学診断装置１とＸ線ＣＴ装置の天板やヘッドレストなどの非被検体部材５２の構成上の差異から生じる影響を抑える事ができる。

以上説明した少なくとも１つの実施形態によれば、減弱マップの有効視野外の非被検体部材による減弱の影響を補正した核医学画像を生成することができる。

なお、本実施形態における処理回路３５、３５Ａの取得機能４１、４１Ａ、減弱補正マップ生成機能４２、４２Ａ、再構成機能４３、４３Ａ、受付機能４４、抽出機能４５、補間拡大機能４６、位置合わせ機能７１および補正機能７２は、それぞれ特許請求の範囲における取得部、生成部、再構成部、受付部、抽出部、補間拡大部、位置合わせ部および補正部の一例である。

なお、上記実施形態において、「プロセッサ」という文言は、たとえば、専用または汎用のＣＰＵ（Central Processing Unit）、ＧＰＵ（Graphics Processing Unit）、または、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（たとえば、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）、およびＦＰＧＡ）等の回路を意味するものとする。プロセッサは、記憶媒体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、各種機能を実現する。

また、上記実施形態では処理回路の単一のプロセッサが各機能を実現する場合の例について示したが、複数の独立したプロセッサを組み合わせて処理回路を構成し、各プロセッサが各機能を実現してもよい。また、プロセッサが複数設けられる場合、プログラムを記憶する記憶媒体は、プロセッサごとに個別に設けられてもよいし、１つの記憶媒体が全てのプロセッサの機能に対応するプログラムを一括して記憶してもよい。

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

１ 核医学診断装置
３５、３５Ａ 処理回路
４１、４１Ａ 取得機能
４２、４２Ａ 減弱補正マップ生成機能
４３、４３Ａ 再構成機能
４４ 受付機能
４５ 抽出機能
４６ 補間拡大機能
５１ Ｘ線ＣＴ画像
５２ 非被検体部材
５３ Ｘ線ＣＴ画像
５４ 減弱補正マップ
６０ 補間拡大した減弱補正マップ
６１ 第１のサイズの再構成領域
６２ 第２のサイズの再構成領域
７１ 位置合わせ機能
７２ 補正機能

Claims (8)

1. Ｘ線ＣＴ装置で撮影したトランケーションのないＳＰＥＣＴ用非被検体部材の有効視野を持つ第１のサイズの再構成領域からなる減弱係数画像を取得する取得部と、
   前記減弱係数画像にもとづいて前記第１のサイズの再構成領域からなる減弱補正係数画像を生成する生成部と、
   前記第１のサイズの再構成領域よりも小さいＳＰＥＣＴ収集データの有効視野を持つ第２のサイズの再構成領域の核医学画像の取得に関する情報を受け付ける受付部と、
   前記減弱補正係数画像のうち、前記第２のサイズの再構成領域に対応した範囲を抽出する抽出部と、
   抽出した前記範囲の減弱補正係数画像を前記第１のサイズの再構成領域及び前記第２のサイズの再構成領域に基づいて補間拡大する補間拡大部と、
   を備えた核医学診断装置。
2. 前記補間拡大された減弱補正係数画像に基づいて前記第２のサイズの再構成領域の核医学画像を再構成して第２核医学画像を生成する再構成部、
   をさらに備えた請求項１記載の核医学診断装置。
3. 前記再構成部は、
   前処理として、非被検体部材を含まない前処理用減弱補正係数画像にもとづいて被検体の核医学投影データを再構成することにより前記第２のサイズの再構成領域の核医学画像を生成するとともに、後処理として、生成した前記第２のサイズの再構成領域の核医学画像を、前記補間拡大された減弱補正係数画像に基づいて再構成して前記第２核医学画像を生成する、
   請求項２記載の核医学診断装置。
4. 前記取得部は、
   シミュレーションにより生成された前記非被検体部材を含む画像、または前記非被検体部材を撮影して収集されたＸ線ＣＴ画像もしくは磁気共鳴画像、にもとづいて生成された前記減弱係数画像を取得する、
   請求項３記載の核医学診断装置。
5. 前記非被検体部材は、前記被検体の核医学画像の撮影で用いられるヘッドレストまたは天板である、
   請求項３または４に記載の核医学診断装置。
6. 前記抽出部は、
   前記第２のサイズの再構成領域の核医学画像に対して前記減弱係数画像を位置合わせするよう前記減弱係数画像を拡大し、この拡大して位置合わせした前記減弱係数画像の位置にもとづいて、前記減弱補正係数画像から前記第２のサイズの再構成領域に対応した前記範囲を抽出する、
   請求項１ないし５のいずれか１項に記載の核医学診断装置。
7. 第１のサイズの再構成領域からなる減弱係数画像であってボリュームデータにもとづいて生成された３次元の減弱係数画像を取得する取得部と、
   前記３次元の減弱係数画像にもとづいて前記第１のサイズの再構成領域からなる３次元の減弱補正係数画像を生成する生成部と、
   前記３次元の減弱係数画像と前記核医学画像とを３次元で位置合わせし、位置合わせに用いられた位置合わせパラメータで前記３次元の減弱補正係数画像と前記核医学画像とを位置合わせする位置合わせ部と、
   位置合わせされた前記３次元の減弱補正係数画像に基づいて、前記核医学画像を再構成して第２核医学画像を生成する再構成部と、
   を備えた核医学診断装置。
8. 前記再構成部は、
   非被検体部材を含まない前処理用減弱補正係数画像にもとづいて被検体の核医学投影データを再構成することにより、前記第１のサイズの再構成領域よりも小さい第２のサイズの再構成領域の核医学画像を生成し、
   位置合わせされた前記３次元の減弱補正係数画像のうち、前記非被検体部材による減弱の影響を無視可能な領域のデータを１に補正する補正部、
   をさらに備え、
   前記再構成部は、
   位置合わせされ且つ前記補正部により補正された前記３次元の減弱補正係数画像に基づいて前記第２のサイズの再構成領域の核医学画像を再構成することにより、前記第２核医学画像を生成する、
   請求項７記載の核医学診断装置。