JP2023141790A - 核医学診断装置および吸収係数画像推定方法 - Google Patents

核医学診断装置および吸収係数画像推定方法 Download PDF

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Abstract

【課題】外部線源等を用いて検査対象に放射線を照射することなく、放射線画像に対する精度の高い吸収補正処理を可能とする核医学診断装置および吸収係数画像推定方法を提供する。【解決手段】テンプレート放射線画像ＲＡおよび全体吸収係数画像ＦＰを予め記憶する記憶部１１と、ファントムＦの同時計数データＤＫを再構成して実測放射線画像ＧＲを生成する再構成部１９と、実測放射線画像ＧＲにおけるファントムＦの位置とテンプレート放射線画像ＲＡにおけるファントムＦの位置との差を位置ズレ量ＲＳとして算出する位置ズレ算出部２０と、位置ズレ量ＲＳに基づいて全体吸収係数画像ＦＰを補正して補正済み吸収係数画像ＨＦを生成する位置補正部２１と、補正済み吸収係数画像ＨＦと同時計数データＤＫとを用いて再構成処理を行うことにより、ＰＥＴ画像ＴＦを生成する吸収補正部２２と、を備える。【選択図】図６

Description

本発明は、核医学診断装置および吸収係数画像推定方法に関する。
医療現場などで用いられる核医学診断装置の一例として、ＰＥＴ装置（PET: Positron Emission Tomography）がある。ＰＥＴ装置は、陽電子（ポジトロン）放出核種で標識された放射性薬剤を検査対象に投与し、陽電子の対消滅によって発生する一対の放射線（γ線）を検出する。すなわちγ線を検出する複数の検出器を検査対象の周囲に配置させ、一対のγ線を一定時間内に検出した場合（同時計数した場合）、それらを有効な信号とみなして計測する。当該計測によって得られたγ線の計測データはエミッションデータと呼ばれ、エミッションデータに対して再構成処理を行うことによって、放射性薬剤の分布を示す放射線画像（ＰＥＴ画像）を取得する。
ＰＥＴ装置において検査対象内における放射性薬剤の濃度を定量計測するためには、様々なデータ補正処理を行う必要がある。代表的なデータ補正処理の一例として、吸収補正がある。吸収補正を行うことにより、検査対象内における位置に応じたγ線吸収率の不均一性が是正され、ＰＥＴ画像における放射能濃度の定量性を向上できる。
吸収補正を行うためには、検査対象内の吸収係数分布を画像化した吸収係数画像（μマップ）を推定する必要がある。吸収補正の一例として、推定された吸収係数画像からγ線の透過率を算出し、ＰＥＴの計測データから透過率を除算することでγ線吸収の影響が排除されたデータに補正する。また吸収補正の他の例として、推定された吸収係数画像をＰＥＴ画像の再構成に用いる計算式に組み込むことにより、γ線吸収の影響が排除された再構成画像に補正する。
従来、吸収係数画像を推定する第１の方法として、陽電子放出核種と同種の放射線を検査対象に照射してトランスミッション(Transmission)データを取得し、当該トランスミッションデータを用いて吸収係数画像を推定する方法が挙げられる。また第２の方法として、トランスミッションデータの替わりにＸ線ＣＴ装置(CT: Computed Tomography)から得られたＣＴデータを用いて、吸収係数画像を推定する方法が挙げられる。これらの方法では、検査対象に対して放射線を照射する外部線源をＰＥＴ装置に配設する必要がある。
近年では、トランスミッションデータおよびＣＴデータがいずれも不要な再構成アルゴリズムが提案されている（例えば、非特許文献１，２参照）。非特許文献１，２では、消滅放射線の検出時間差（「飛行時間差」とも呼ばれる）（TOF: Time Of Flight）情報を計測するＰＥＴ（以下、「TOF-PET」と表記する）の計測データから、吸収係数サイノグラムの分布形状を推定することができる。そして、ＰＥＴ画像および吸収係数サイノグラム、またはＰＥＴ画像および吸収係数画像を同時に推定することができる。
非特許文献１，２における再構成アルゴリズムは、ＰＥＴ画像および吸収係数に関するデータ（例えば吸収係数サイノグラム）を同時に推定することから「同時再構成アルゴリズム」とも呼ばれている。特に、ＰＥＴ画像（放射能画像）および吸収係数サイノグラムを同時に推定する同時再構成アルゴリズムはＭＬＡＣＦ法（MLACF: maximum likelihood attenuation correction factors）と呼ばれ、ＰＥＴ画像および吸収係数画像を同時に推定する同時再構成アルゴリズムはＭＬＡＡ法（MLAA: maximum likelihood attenuation and activity）と呼ばれている。
同時再構成アルゴリズムを用いてＰＥＴ画像の生成を行うことにより、ＰＥＴ画像の吸収補正処理にトランスミッションデータまたはＣＴデータが不要となる。すなわちＰＥＴ装置に外部線源またはＣＴ装置を配設する必要がなくなるので、ＰＥＴ装置の大型化を回避できる。
A. Rezaei, M. Defrise and J. Nuyts, "ML-reconstruction for TOF-PET with simultaneous estimation of the Attenuation Factors", IEEE Trans. Med. Imag., 33 (7), 1563-1572, 2014
V. Y. Panin, H. Bal, M. Defrise, C. Hayden and M. E. Casey, "Transmission-less Brain TOF PET Imaging using MLACF", 2013 IEEE Nuclear Science Symposium and Medical Imaging Conference, Seoul, Republic of Korea, 2013.
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。
ＰＥＴ装置では、人体を例とする生体を検査対象とする場合に加えて、ファントム（模型）を検査対象としてＰＥＴ画像の生成を行う場合がある。ファントムを検査対象とする場合、同時再構成アルゴリズムを用いてＰＥＴ画像の生成を行うと、ＰＥＴ画像に対する吸収補正処理の精度が低くなるという問題点が新たに明らかとなった。
吸収補正の精度が低下する原因について発明者が鋭意検討を行った結果、以下の知見が得られた。すなわち図９（ａ）の左図に示すように生体Ｓを検査対象としてＰＥＴ画像Ｌ１を生成する場合、放射性薬剤は皮膚直下の毛細血管などにわたって拡散する。そのため、放射性薬剤が拡散する範囲Ｐ１（斜線部分）は体表ＴＨを含めた生体Ｓの全体となる。すなわち生体ＳのＰＥＴ画像Ｌ１では、生体Ｓの全体についての放射能情報が得られる。
一方で図９（ｂ）の左図に示すようにファントムＦを検査対象としてＰＥＴ画像Ｌ２を生成する場合、放射性薬剤が拡散する範囲Ｐ２（斜線部分）はファントムＦの全体とはならない。ファントムＦは一般的に、放射性薬剤が注入される内側注入部と、当該内側注入部を囲繞するように配設された筒状の筐体部Ｎとを備えている。筐体部ＮはファントムＦの強度を保持するため、ある程度の厚みおよび堅さを有しており放射性薬剤を通さない材料で構成される。そのため、ファントムＦにおいて放射性薬剤が拡散する範囲Ｐ２はファントムＦの内側注入部に限定され、筐体部Ｎには放射性薬剤が拡散しない。
そしてＭＬＡＣＦ法またはＭＬＡＡ法を例とする同時再構成アルゴリズムの手法では、原理上、吸収係数を推定できる範囲は放射性同位体が分布される範囲内に限られる。すなわち吸収係数画像（μマップ）を取得できる範囲は、放射性薬剤が分布可能な範囲内となる。つまり生体Ｓを検査対象とする場合、図９（ａ）の中央図に示すように、μマップの取得可能範囲Ｑ１は生体Ｓの全体となる。一方でファントムＦを検査対象とする場合、図９（ｂ）の中央図に示すように、μマップの取得可能範囲Ｑ２はファントムＦの内側注入部に限定され、ファントムＦの筐体部Ｎについては吸収係数を推定できない。
ここで生体Ｓを検査対象とする場合、μマップを必要とする範囲Ｒ１は図９（ａ）の右図に示すように生体Ｓの全体であり、実際にμマップを取得できる範囲Ｑ１も生体Ｓの全体である。そのため、生体Ｓを検査対象とする場合はＰＥＴ画像Ｌ１に対して比較的精度の高い吸収補正処理が可能となる。
一方、ファントムＦを検査対象とする場合、ＰＥＴ画像に対して適切な吸収補正を行うために必要とするμマップの範囲は、実際にμマップを取得できる範囲と異なることが明らかとなった。ファントムＦを検査対象とする場合、内側注入部からファントムＦの外部へと放出されるγ線は、内側注入部の構造物のみならず筐体部Ｎにおいても一部が吸収される。特に筐体部Ｎは比較的厚い部材であるので、γ線の吸収率は無視できない高さとなる。そのため、ファントムＦのＰＥＴ画像Ｌ２に対して高い精度の吸収補正処理を行うには、図９（ｂ）の右図に示すように、筐体部Ｎを含めたファントムＦの全体を範囲とするμマップＲ２が必要となる。
しかしながら、ファントムＦについて実際にμマップを取得できる範囲Ｑ２は内側注入部に限られる。従って、実際に取得されたμマップを用いてＰＥＴ画像Ｑ２に対して吸収補正処理を行っても、筐体部Ｎにおける吸収係数を無視した吸収補正処理が実行される。その結果、同時再構成アルゴリズムを用いてファントムＮのＰＥＴ画像Ｌ２を生成すると、ＰＥＴ画像Ｌ２に対する吸収補正処理の精度が低下するという問題が懸念される。
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、外部線源等を用いて検査対象に放射線を照射することなく、放射線画像に対する精度の高い吸収補正処理を可能とする核医学診断装置および吸収係数画像推定方法を提供することを目的とする。
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。
すなわち本発明の第１の態様は、対消滅放射線を放出する放射性薬剤を用いてファントムの放射線画像を生成する核医学診断装置であって、予め取得された、前記ファントムにおける前記放射性薬剤の分布を示すテンプレート放射線画像および前記ファントムの全体における吸収係数の分布を示す全体吸収係数画像をそれぞれ記憶する記憶部と、前記対消滅放射線を検出する検出器リングと、前記検出器リングで検出した前記対消滅放射線の情報に基づいて同時計数データを収集するデータ収集部と、前記同時計数データを再構成して実測放射線画像を生成する再構成部と、前記実測放射線画像の生成時における前記ファントムの位置と前記テンプレート放射線画像の取得時における前記ファントムの位置との差を位置ズレ量として算出する位置ズレ算出部と、前記位置ズレ量に基づいて前記全体吸収係数画像に映る前記ファントムの位置を補正することにより補正済み吸収係数画像を生成する位置補正部と、前記補正済み吸収係数画像と前記同時計数データとを用いて吸収補正処理を行うことにより、吸収補正がなされており前記ファントムにおける前記放射線薬剤の分布を示す補正済み放射線画像を再構成させる第１吸収補正部と、を備える核医学診断装置に関する。
また、本発明の第２の態様は、核医学診断装置においてファントムの吸収係数画像を推定するための吸収係数画像推定方法であって、予め取得された、対消滅放射線を放出する放射性薬剤の前記ファントムにおける分布を示すテンプレート放射線画像、および前記ファントムの全体における吸収係数の分布を示す全体吸収係数画像を記憶部に記憶させるテンプレートデータ記憶過程と、前記ファントムを囲む位置に配置されている検出器リングを用いて、前記ファントム内から放出される前記対消滅放射線を検出する検出過程と、前記検出過程において検出された前記対消滅放射線の情報に基づいて同時計数データを収集するデータ収集過程と、前記同時計数データを再構成して実測放射線画像を生成する再構成過程と、前記実測放射線画像の取得時における前記ファントムの位置と、前記テンプレート放射線画像の取得時における前記ファントムの位置との差を位置ズレ量として算出する位置ズレ算出過程と、前記位置ズレ算出過程において算出された前記位置ズレ量に基づいて前記全体吸収係数画像に映る前記ファントムの位置を補正することにより、補正済み吸収係数画像を推定する位置補正過程と、を備える吸収係数画像推定方法に関する。
本発明の第１の態様によれば、テンプレート放射線画像および全体吸収係数画像を予め取得するとともに、当該２つの画像を記憶部に予め記憶させる。そしてファントムについて放射線画像の生成を行う度に、予め記憶されたテンプレート放射線画像および全体吸収係数画像を用いて吸収係数画像の推定を行う。すなわち、検査を行うファントムについて同時計数データを取得し、同時計数データを再構成して実測放射線画像を生成する。そして実測放射線画像とテンプレート放射線画像との位置ズレ量を算出し、予め取得された全体吸収係数画像を当該位置ズレ量に基づいて補正する。全体吸収係数画像を補正することにより、実測放射線画像に対する吸収補正処理に用いる補正済み吸収係数画像が生成される。
位置補正部によって、補正済み吸収係数画像における吸収係数分布の位置は、実測放射線画像に映るファントム像の位置に対応するように補正されている。そのため吸収補正部は、実測放射線画像の生成時に収集された同時計数データに対して、補正済み吸収係数画像による吸収補正処理が可能となる。
全体吸収係数画像は予めファントムの全体における吸収係数が推定されている画像である。そのため、全体吸収係数画像に映るファントムの位置を補正することによって得られる実測放射線画像用の補正済み吸収係数画像も、ファントム全体について吸収係数が推定されている画像である。そのため、第１吸収補正部が補正済み吸収係数画像を用いて同時計数データに対する吸収補正処理を行うことにより、ファントムの全体について吸収補正がなされており前記ファントムにおける前記放射線薬剤の分布を示す画像として、補正済み放射線画像を取得できる。
補正済み吸収係数画像を推定する工程において、検査対象であるファントムに対して放射線を照射する必要がない。よって核医学診断装置に外部線源を配設することなく、精度良く吸収補正処理がなされたファントムの補正済み放射線画像を取得できる。すなわち、核医学診断装置の大型化を防止しつつ、ファントムを用いた非臨床評価においても同時計数データに対する吸収補正処理の精度を向上できる。
本発明の第２の態様によれば、テンプレートデータ記憶過程においてテンプレート放射線画像および全体吸収係数画像を記憶させておく。そして検出過程およびデータ収集過程によって、ファントム内から放出される対消滅放射線に基づく同時計数データが収集される。再構成過程では同時計数データを再構成して実測放射線画像を生成する。位置ズレ算出過程により、実測放射線画像の取得時におけるファントムの位置と、テンプレート放射線画像の取得時におけるファントムの位置との差が位置ズレ量として算出される。位置補正過程では、位置ズレ量に基づいて全体吸収係数画像の位置を補正することによって補正済み吸収係数画像を推定する。
テンプレート放射線画像はファントムにおける放射線分布を示す画像であり、全体吸収係数画像はファントム全体における吸収係数分布が推定されている画像である。そのため、全体吸収係数画像に映るファントムの位置を補正することによって得られる補正済み吸収係数画像も、ファントム全体における吸収係数の分布が推定されている画像である。そのため、補正済み吸収係数画像を用いることにより、ファントムの全範囲に対して吸収補正処理を行うことができる。
そして位置補正過程では、テンプレート放射線画像と実測放射線画像との位置ズレ量に応じて全体吸収係数画像に映るファントムの位置を補正することによって補正済み吸収係数画像を推定する。すなわち補正済み吸収係数画像ＨＦにおける吸収係数分布の位置は、実測放射線画像に映るファントム像の位置に対応するように補正されている。そのため、実測放射線画像の生成時に収集された同時計数データに対して、補正済み吸収係数画像による吸収補正処理が可能となる。従って、外部線源を用いることなく、ファントムの同時計数データに対する吸収補正処理が可能な補正済み吸収係数画像を推定できる。すなわち、核医学診断装置の大型化を防止しつつ、ファントムを用いた非臨床評価においても同時計数データに対する吸収補正処理の精度を向上できる。
実施例に係るＰＥＴ装置の概略構成を説明する斜視図およびブロック図である。 実施例に係る放射線検出器の概略構成を説明する斜視図である。 実施例に係るＰＥＴ装置の機能ブロック図である。 実施例に係るファントムの構成を説明するフローチャートである。（ａ）はファントムの斜視図であり、（ｂ）はファントムの平面図である。 実施例に係るＰＥＴ装置の動作を説明するフローチャートである。 実施例に係るＰＥＴ装置を用いて、ファントムの吸収係数画像を推定する第１モードにおける処理の手順およびデータの流れを説明するフローチャートである。 実施例に係るＰＥＴ装置の、第２モードにおける状態を示す縦断面図である。 実施例に係るＰＥＴ装置を用いて、生体の吸収係数画像を推定する第２モードにおける処理の手順およびデータの流れを説明するフローチャートである。 従来構成の問題点を説明する図である。（ａ）は生体を検査対象とする場合における、放射性薬剤が生体内で分布しうる範囲（左図）、実際にμマップを取得できる範囲（中央図）、および理想的な吸収補正を行うためにμマップを必要とする範囲（右図）を示す図であり、（ｂ）はファントムを検査対象とする場合における、放射性薬剤が生体内で分布しうる範囲（左図）、実際にμマップを取得できる範囲（中央図）、および理想的な吸収補正を行うためにμマップを必要とする範囲（右図）を示す図である。
以下、図面を参照してこの発明の実施例を説明する。
＜全体構成の説明＞
実施例に係るＰＥＴ装置１は図１に示すように、ｐ方向に積層配置された検出器リング２を備えている。検出器リング２は、検査対象の周囲を取り囲むように配置されている。一例としてｐ方向は検査対象の体軸方向に相当する。検出器リング２内には複数のγ線検出器３が埋設されている。γ線検出器３は、本発明における放射線検出器に相当する。
またＰＥＴ装置１は、同時計数回路４と主制御部５とを備えている。図１では、γ線検出器３から同時計数回路４への結線を２つのみ図示しているが、実際には、γ線検出器３が備える光電子増倍管３３（図２を参照）の総チャンネル数分、同時計数回路４に接続されている。主制御部５は一例として中央処理演算装置（CPU: Central Processing Unit）などの情報処理手段を備えており、各種の演算処理を実行するプロセッサである。各種の演算処理の一例として、主制御部５は吸収係数画像推定プログラム６による吸収係数画像推定処理を実行する。
図２に示すように、γ線検出器３は、シンチレータブロック３１と、ライトガイド３２と、光電子増倍管３３とを備えている。シンチレータブロック３１は、放射線を光に変換するシンチレータ素子が３次元的に配列されて構成されている。すなわち本実施例において、γ線検出器３は深さ方向に複数の層からなるＤＯＩ検出器である。図２では、４層のＤＯＩ検出器を図示しているが、層の数については特に限定されない。ＤＯＩ検出器は、各々のシンチレータ素子を放射線の深さ方向に積層して構成されたものであり、相互作用を起こした深さ(DOI: Depth of Interaction)方向と横方向（入射面に平行な方向）との座標情報を重心演算により求める。
シンチレータブロック３１を構成する各々のシンチレータ素子は、γ線を光に変換することによってγ線を検出する。ライトガイド３２は、シンチレータブロック３１に対して光学的に結合されている。光電子増倍管３３はライトガイド３２に対して光学的に結合されており、光を電気信号に変換する。
すなわち、シンチレータブロック３１にγ線が入射すると、シンチレータ素子はγ線を検出して発光する。シンチレータ素子において発光された光はシンチレータブロック３１で十分に拡散され、ライトガイド３２を介して光電子増倍管３３に入力される。光電子増倍管３３は、シンチレータブロック３１で変換された光を増倍させて電気信号に変換する。変換された電気信号は画素値として同時計数回路４に送り込まれる。
同時計数回路４は、検出器リング２によって検出されるγ線の情報から同時計数データを検出する。具体的には、生体またはファントムなどを例とする検査対象に放射性薬剤を投与すると、ポジトロン放出型のＲＩのポジトロンが消滅することにより、２本のγ線が発生する。同時計数回路４は、シンチレータブロック３１の位置とγ線の入射タイミングとをチェックし、検査対象の両側にある２つのシンチレータブロック３１でγ線が一定時間以内に入射したときのみ、送り込まれた電気信号を適正なデータと判定する。一方のシンチレータブロック３１のみにγ線が入射したときには、同時計数回路４は棄却する。同時計数回路４によって適正なデータと判定された電気信号データは、同時計数データ（エミッションデータ）として同時計数回路４から主制御部５へ送信される。主制御部５は同時計数データなどを用いて各種演算を行い、検出対象内における放射性薬剤の分布を示すＰＥＴ画像を生成する。
ＰＥＴ装置１は図３に示すように、さらに入力部７、表示部９、記憶部１１を備えている。入力部７は、操作者による操作指示を入力するものである。入力部７の例として、キーボード入力式のデバイス、タッチ入力式のデバイス、またはマウス入力式のデバイスなどが挙げられる。表示部９は画像情報を例とする各種データを表示するものであり、一例として液晶ディスプレイが挙げられる。主制御部５によって生成されたＰＥＴ画像は、表示部９に表示される。
記憶部１１は、吸収係数画像推定プログラム６、同時計数データ、および各種画像情報を例とする各種データを記憶する。記憶部１１の一例として、不揮発性メモリが挙げられる。また記憶部１１には、後述するテンプレート放射線画像ＲＡおよび全体吸収係数画像ＦＰのデータが予め記憶されている。
主制御部５は図３に示すように、モード切換部１３、第１画像処理部１５、第２画像処理部１７を備えている。モード切換部１３はＰＥＴ装置１の検査対象に応じて、第１画像処理部１５を用いてＰＥＴ画像を生成する第１モードと、第２画像処理部１７を用いてＰＥＴ画像を生成する第２モードとを切り換える。本実施例では検査対象がファントムＦである場合において第１モードが選択され、検査対象が生体Ｓである場合において第２モードが選択される。モード切換部１３は一例として、操作者が入力部７に設けられているモード切換スイッチを操作することによって、第１モードと第２モードとを切り換える。
第１画像処理部１５は、ファントムＦのＰＥＴ画像ＴＦを生成するための各種画像処理を行うものであり、データ収集部１８、再構成部１９、位置ズレ算出部２０、位置補正部２１、および吸収補正部２２を備えている。データ収集部１８は、同時計数回路４から送信された同時計数データを収集する。再構成部１９は、データ収集部１８が収集した同時計数データに対して再構成処理を行うことにより、ファントムＦの実測放射線画像ＧＲを生成する。
位置ズレ算出部２０は、再構成部１９が生成した実測放射線画像ＧＲと記憶部１１に記憶されているテンプレート放射線画像ＲＡとを比較し、各々に映るファントムＦの位置の差を位置ズレ量ＲＳとして算出する。位置補正部２１は、記憶部１１に記憶されている全体吸収係数画像ＦＰを位置ズレ量ＲＳの情報に基づいて補正する。位置補正部２１が実行する補正により、補正済み吸収係数画像ＨＦが生成される。
吸収補正部２２は、データ収集部１８が収集した同時計数データに対し、補正済み吸収係数画像ＨＦを用いて吸収補正処理を行う。吸収補正部２２が実行する吸収補正処理により、ファントムＦのＰＥＴ画像ＴＦが再構成される。ＰＥＴ画像ＴＦは、吸収補正がなされておりファントムＦにおける放射線薬剤の分布を示す画像である。吸収補正部２２は本実施形態における第１吸収補正部に相当する。ＰＥＴ画像ＴＦは、本実施形態における補正済み放射線画像に相当する。
第２画像処理部１７は、生体ＳのＰＥＴ画像ＴＳを生成するための各種画像処理を行うものであり、データ収集部２３と、同時再構成部２４と、吸収補正部２５とを備えている。データ収集部２３は、同時計数回路４から送信された同時計数データを収集する。同時再構成部２４は、同時再構成アルゴリズムを用いて同時計数データを再構成することにより、吸収係数データＡＤと、放射線分布画像ＥＲとを生成する。
吸収補正部２５は、データ収集部２３が収集した同時計数データに対し、吸収係数データＡＤを用いて吸収補正処理を行う。吸収補正部２５が実行する吸収補正処理により、生体ＳのＰＥＴ画像ＴＳが再構成される。ＰＥＴ画像ＴＳは、吸収補正がなされており生体Ｓにおける放射線薬剤の分布を示す画像である。ＰＥＴ画像ＴＳは、本実施形態における補正済み画像に相当する。吸収補正部２５は、本実施形態における第２吸収補正部に相当する。
＜ファントムの構成＞
ここで、ＰＥＴ装置１に用いられるファントムＦの構成について、図４の各図を用いて説明する。図４（ａ）はファントムＦの斜視図であり、図４（ｂ）はファントムＦの平面図である。ファントムＦは、筐体部４１と、内側収納部４２と、生体模型４３とを備えている。筐体部４１はファントムＦの外壁を形成するものであり、全体として中空の有底筒状体となっている。本実施例において筐体部４１は中空の円筒状の部材であるが、筐体部４１の形状は適宜変更してよい。筐体部４１はファントムＦの強度を確保できるように、所定値以上の厚みと硬度とを有していることが好ましい。筐体部４１を構成する材料の一例として、アクリル系樹脂が挙げられる。
内側収納部４２は筐体部４１の内部に形成されている中空部に相当する。内側収納部４２には生体模型４３が収納される。生体模型４３は人体または動物を例とする生体の一部または全体を模した模型であり、内部に空洞部が形成されている。当該空洞部に放射性薬剤を注入することにより、生体模型４３の内部からγ線が放出される。本実施例において、生体模型４３は人体の脳を模した模型である。
＜ＰＥＴ装置の動作＞
ここで、実施例に係るＰＥＴ装置１の動作を説明する。図５は、ＰＥＴ装置１を用いて検査対象（被写体）のＰＥＴ画像を取得する一連の過程を説明するフローチャートである。
実施例に係るＰＥＴ装置１を用いる場合、テンプレート放射線画像ＲＡおよび全体吸収係数画像ＦＰのデータを記憶部１１に予め記憶させる。また、記憶部１１には後述する各種演算処理に用いられるプログラムを予め記憶させておく。テンプレート放射線画像ＲＡおよび全体吸収係数画像ＦＰのデータを記憶部１１に予め記憶させる工程は、本実施形態におけるテンプレートデータ記憶過程に相当する。
テンプレート放射線画像ＲＡは、ファントムＦにおける放射性薬剤の分布を示す画像である。テンプレート放射線画像ＲＡは、予めファントムＦに対して放射線画像を撮影することによって取得される。
全体吸収係数画像ＦＰは、ファントムＦの全体における吸収係数の分布を示す画像である。また、全体吸収係数画像ＦＰは、テンプレート放射線画像ＲＡのファントム像について吸収補正処理を可能とする画像である。すなわち全体吸収係数画像ＦＰを用いることにより、過去においてテンプレート放射線画像ＲＡを生成する際に取得されたファントムＦのエミッションデータに対する吸収補正処理を行うことができる。
全体吸収係数画像ＦＰは、テンプレート放射線画像ＲＡに対する吸収補正処理を可能とする画像である。すなわちテンプレート放射線画像ＲＡの生成時に収集された同時計数データに対して、全体吸収係数画像ＦＰによる吸収補正処理を行うことができる。また、全体吸収係数画像ＦＰにおけるファントムＦの位置とテンプレート放射線画像ＲＡにおけるファントムＦの位置との関係は既知となっている。本実施例において、テンプレート放射線画像ＲＡおよび全体吸収係数画像ＦＰは、同じ位置に配置されたファントムＦについて生成された画像であるものとする。
全体吸収係数画像ＦＰを予め取得する方法の一例として、Ｘ線ＣＴ装置またはＰＥＴ／ＣＴ装置などを用いてファントムＦを対象とするＣＴ撮影を行い、取得されたＣＴ画像のデータを用いて吸収係数を推定する方法が挙げられる。
また全体吸収係数画像ＦＰを予め取得する方法の一例として、幾何学的な演算によってファントムＦの全体に対する吸収係数の分布を算出する方法が挙げられる。すなわち、ファントムＦを構成する筐体部４１、内側収納部４２、および生体模型４３の各々は、ファントムＦにおいて配置される位置、および構成される材料などの情報を予め知ることができる。構成材料が既知であればγ線の吸収率を予め算出できるので、当該構成材料の種類および位置を予め知ることにより、幾何学的な演算方法によってファントムＦの全体における吸収係数の分布を予め算出できる。
幾何学的演算によって全体吸収係数画像ＦＰを取得する場合、ファントムＦへ実際に放射線を照射して吸収係数を算出することなく、全体吸収係数画像ＦＰを予め取得できる。すなわち、全体吸収係数画像ＦＰを生成する際に、Ｘ線ＣＴ装置またはＰＥＴ／ＣＴ装置を例とする、ＰＥＴ装置１とは別の放射線撮影装置を必要としないという利点がある。
ステップＴ（モードの選択）
まずはＰＥＴ装置１を用いてＰＥＴ画像を生成する際に動作モードの選択を行う。すなわち図５において符号Ｔで示されているように、検査対象がファントムであるか生体であるかによってモードを切り換え、ＰＥＴ装置１の動作を分岐させる。検査対象がファントムである場合、操作者は図示しないモード切り換えスイッチを操作することによってＰＥＴ装置１の動作モードを第１モードに切り換える。第１モードに切り換えられた場合、ＰＥＴ装置１はステップＳ１ないしステップＳ６の各工程に従ってファントムのＰＥＴ画像を生成する。
一方で検査対象が人体または動物を例とする生体である場合、操作者はモード切り換えスイッチを操作することによってＰＥＴ装置１の動作モードを第２モードに切り換える。第２モードに切り換えられた場合、ＰＥＴ装置１はステップＰ１ないしステップＰ４の各工程に従って生体のＰＥＴ画像を生成する。
ここではまず、第１モードに係るステップＳ１ないしステップＳ６の工程について説明する。図６は、ファントムＦを検査対象としてＰＥＴ画像を取得する第１モードにおける、各種データおよび各種操作の流れを示している。
ステップＳ１（同時計数データの収集）
ファントムＦを検査対象としてＰＥＴ画像を生成する場合、ポジトロン放出核種で標識された放射性薬剤を、ファントムＦの内部に収納されている生体模型４３に注入する。そして放射性薬剤が注入されたファントムＦを検出器リング２の中央に配置する。そして操作者は入力部７に配設されたモード切り換えスイッチなどを操作することにより、第１モードを選択する旨の指示を入力する。
生体模型４３に放射性薬剤が注入されると、ポジトロンの消滅によって一対のγ線が発生する。発生した一対のγ線は互いに逆方向へ進行し、内側収納部４２および筐体部４１を通過してシンチレータブロック３１に入射する。同時計数回路４は、各々のシンチレータブロック３１においてγ線が入射した位置およびタイミングを検出する。そして所定の時間以内に一対のγ線がシンチレータブロック３１に入射した場合、同時計数回路４は各々のγ線が入射した位置およびタイミングのデータを同時計数データＤＫとして主制御部５へ送信する。
第１モードに切り換える操作が行われた場合、第１モードが選択された旨の信号がモード切換部１３へと送信される。この場合、同時計数回路４が検出した同時計数データが主制御部５のうち第１画像処理部１５へ送信されるように、モード切換部１３は同時計数回路４を制御する。すなわち第１モードが選択された場合、同時計数回路４が同時計数データＤＫと判定したγ線の検出信号は、第１画像処理部１５が備えるデータ収集部１８へと送信される。
データ収集部１８は、同時計数回路４によって判定された同時計数データＤＫの各々を収集する。γ線が放出されていくにつれて同時計数回路４は同時計数データＤＫをデータ収集部１８へと逐次送信していくので、データ収集部１８には多数の同時計数データＤＫが蓄積していく。同時計数データＤＫの形式は、リストモードデータ形式でもよいし、サイノグラム形式であってもよい。データ収集部１８が収集した同時計数データＤＫは、再構成部１９へと送信される。また同時計数データＤＫは、記憶部１１へと送信されて記憶される。ステップＳ１の工程は、本実施形態における検出過程およびデータ収集過程に相当する。
ステップＳ２（再構成処理）
再構成部１９は、データ収集部１８によって収集された多数の同時計数データＤＫに対して再構成処理を行うことにより、実測放射線画像ＧＲを生成する。実測放射線画像ＧＲは、検出器リング２の内部に配置されているファントムＦ（検査対象となっているファントムＦ）における、放射性薬剤の分布を示す画像である。すなわち一対のγ線を検出した２つのシンチレータブロック３１の位置を結ぶ直線（LOR: Line of Response）と、一対のγ線の検出時間差とによって、γ線の発生位置すなわち放射性薬剤の位置を特定できる。そのため、同時計数データＤＫに対して再構成を行う演算処理によって放射性薬剤の分布を示す画像を生成できる。但し実測放射線画像ＧＲは、吸収補正処理がなされていない放射線画像であるという点において、後述するＰＥＴ画像ＴＦとは異なる画像である。
実測放射線画像ＧＲの再構成処理に用いられる技法は適宜選択してよく、一例としてFRP法を例とする解析的な再構成技法であってもよい（FBP: Filtered Back Projection）。また、OSEM法またはMLEM法を例とする逐次近似再構成法を用いてもよい（OSEM: Ordered Subset Expectation Maximization）（MLEM: Maximum likelihood Expectation Maximization）。また、再構成処理におけるノイズ低減処理の一例として、ガウシアンフィルタまたはNon-Local Means Filterなどが挙げられる。またノイズ低減処理は、投影データに適用する事前処理、再構成アルゴリズム中に行う処理、および再構成画像生成後に行われる事後処理のいずれであってもよい。再構成処理によって生成されたファントムＦの実測放射線画像ＧＲは、再構成部１９から位置ズレ算出部２０へと送信される。ステップＳ２の工程は、本実施形態における再構成過程に相当する。
ステップＳ３（位置ズレ量の算出）
実測放射線画像ＧＲのデータが位置ズレ算出部２０へ送信されると、図６に示すように、位置ズレ算出部２０は記憶部１１に予め記憶されているテンプレート放射線画像ＲＡを読み出す。そして位置ズレ算出部２０はテンプレート放射線画像ＲＡと実測放射線画像ＧＲとを用いてファントムＦの位置ズレ量ＲＳを算出する。すなわち位置ズレ算出部２０は、テンプレート放射線画像ＲＡに映るファントムＦの位置と、実測放射線画像ＧＲに映るファントムＦの位置を一致させる画像演算処理（位置合わせ処理）を行う。そしてファントムＦの位置合わせ処理によって得られた、テンプレート放射線画像ＲＡに映るファントムＦの位置と、実測放射線画像ＧＲに映るファントムＦの位置との差に関するパラメータを位置ズレ量ＲＳとして算出する。
事前にテンプレート放射線画像ＲＡを撮影するために用いられたファントムと、現時点において実測放射線画像ＧＲを撮影するために用いられるファントムとは、一般的に構成が同一である。そのため、位置ズレ算出部２０はテンプレート放射線画像ＲＡと実測放射線画像ＧＲとの各々に映るファントムの位置を一致させる画像処理を行い、位置ズレ量ＲＳを算出することができる。
位置ズレ算出部２０が実行する位置合わせ処理は、３次元的画像に対して位置合わせを行うための技法を適宜用いてよい。位置合わせ処理の例として、Nelder-Mead法、滑降シンプレックス法、またはアメーバ法を用いた演算処理が挙げられる。
位置ズレ量ＲＳに含まれるパラメータの例として、各々のファントムＦの位置を合わせる際に、互いに直交する３軸の各々について平行移動させた距離のパラメータが挙げられる。また位置ズレ量ＲＳに含まれるパラメータの例として、各々のファントムＦの位置を合わせる際に、互いに直交する３軸の各々の軸周りについて回転移動させた角度のパラメータが挙げられる。なおステップＳ３において、位置ズレ算出部２０がテンプレート放射線画像ＲＡを読み出すタイミングは実測放射線画像ＧＲを位置ズレ算出部２０へ送信するタイミングと無関係に適宜変更してよい。位置ズレ量ＲＳのデータは、位置ズレ算出部２０から位置補正部２１へと送信される。ステップＳ３の工程は、本実施形態における位置ズレ算出過程に相当する。
ステップＳ４（全体吸収係数画像の補正）
位置ズレ量ＲＳのデータが位置補正部２１へ送信されると、図６に示すように、位置補正部２１は記憶部１１に予め記憶されている全体吸収係数画像ＦＰを読み出す。そして位置補正部２１は位置ズレ量ＲＳに基づいて全体吸収係数画像ＦＰの補正を行う。すなわち位置補正部２１が行う補正処理によって、全体吸収係数画像ＦＰに映るファントムＦの全体像は、位置ズレ量ＲＳに応じて平行移動処理および回転移動処理などを受けて位置が変更される。位置補正部２１が全体吸収係数画像ＦＰの補正を行うことにより、補正済み吸収係数画像ＨＦが新たに生成される。
過去に取得された、全体吸収係数画像ＦＰに映るファントムＦの全体像と、テンプレート放射線画像ＲＡに映るファントムＦの全体像とは互いに位置が合っている。一方、過去に取得された全体吸収係数画像ＦＰに映るファントムＦの全体像と、現時点において取得された実測放射線画像ＧＲに映るファントムＦの全体像とは位置が合っていない。そこで位置補正部２１は、位置ズレ量ＲＳに基づいて全体吸収係数画像ＦＰに映るファントムＦの位置を補正し、新たに補正済み吸収係数画像ＨＦを取得する（推定する）。
位置ズレ量ＲＳは、テンプレート放射線画像ＲＡに映るファントムＦの全体像の位置と、実測放射線画像ＧＲに映るファントムＦの全体像の位置との差に相当する。そのため、補正済み吸収係数画像ＨＦに映るファントムＦの全体像と、実測放射線画像ＧＲに映るファントムＦの全体像とは互いに位置が合うこととなる。言い換えると、全体吸収係数画像ＦＰに映るファントムＦの位置は、過去の時点においてテンプレート放射線画像ＲＡを取得する際にファントムＦを配置した位置である一方、補正済み吸収係数画像ＨＦに映るファントムＦの全体像は、現在の時点において同時計数データＤＫおよび実測放射線画像ＧＲを取得する際にファントムＦを配置させた位置に対応する位置へと補正される。推定された補正済み吸収係数画像ＨＦのデータは、位置補正部２１から吸収補正部２２へと送信される。ステップＳ４の工程は、本実施形態における位置補正過程に相当する。
ステップＳ５（吸収補正処理）
補正済み吸収係数画像ＨＦのデータが吸収補正部２２へ送信されると、図６に示すように、吸収補正部２２は同時計数データＤＫを記憶部１１から読み出す。なお吸収補正部２２は、同時計数データＤＫをデータ収集部１８から直接送信させてもよい。そして吸収補正部２２は、補正済み吸収係数画像ＨＦを用いて同時計数データＤＫに対する吸収補正処理を行う。吸収補正部２２が実行する吸収補正処理により、ファントムＦのＰＥＴ画像ＴＦが再構成される。ＰＥＴ画像ＴＦは、検査対象となっているファントムＦにおける放射性薬剤の分布を示す画像であり、かつ、被写体であるファントムＦの全体について吸収補正が行われた画像である。
吸収補正部２２が行う吸収補正処理の一例として、推定された補正済み吸収係数画像ＨＦからγ線の透過率を算出し、同時計数データＤＫからγ線透過率を除算する補正を行った後、補正された同時計数データＤＫを再構成してＰＥＴ画像ＴＦを生成する。また吸収補正部２２が行う吸収補正処理の他の例として、推定された補正済み吸収係数画像ＨＦを同時計数データＤＫの再構成に用いる計算式に組み込むことにより、γ線吸収の影響が排除された再構成画像（ＰＥＴ画像ＴＦ）に補正する。
補正済み吸収係数画像ＨＦに映るファントムＦの位置は、同時計数データＤＫを過去に取得した時点におけるファントムＦの配置に対応するように、位置補正部２１によって補正されている。そのため、補正済み吸収係数画像ＨＦは、現在の時点において取得された同時計数データＤＫに適用して吸収補正処理を行うことが可能な画像データである。よって推定された補正済み吸収係数画像ＨＦを用いることにより、ＰＥＴ装置１に載置させたファントムＦについて得られた同時計数データＤＫからＰＥＴ画像ＴＦを再構成させることができる。
ステップＳ６（ＰＥＴ画像の表示）
ＰＥＴ画像ＴＦのデータは、表示部９および記憶部１１へと送信される。表示部９はＰＥＴ画像ＴＦを表示させ、記憶部１１はＰＥＴ画像ＴＦのデータを記憶する。表示部９にＰＥＴ画像ＴＦが表示されることによって、操作者はファントムＦにおける放射性薬剤の分布を視認できる。操作者はＰＥＴ画像ＴＦのデータを用いて、ＰＥＴ装置１における吸収補正処理の性能またはＰＥＴ画像の処理性能などについて、非臨床的な評価を行う。ステップＳ１ないしステップＳ６の工程により、ファントムＦを検査対象とする場合におけるＰＥＴ画像の撮影工程が完了する。
次に、第２モードに係るステップＰ１ないしステップＰ４の工程について説明する。図８は、生体Ｓを検査対象としてＰＥＴ画像を取得する第２モードにおける、各種データおよび各種処理の流れを示している。
ステップＰ１（同時計数データの収集）
生体Ｓを検査対象としてＰＥＴ画像を生成する場合、ポジトロン放出核種で標識された放射性薬剤を生体Ｓに投与する。そして図７に示すように、放射性薬剤が投与された生体Ｓを天板１０に載置させ、生体Ｓの検査部位（本実施例では頭部）を検出器リング２で囲まれる位置に載置する。そして操作者は入力部７に配設されたモード切り換えスイッチなどを操作することにより、第２モードを選択する旨の指示を入力する。
ポジトロンの消滅によって発生した一対のγ線は互いに逆方向へ進行してシンチレータブロック３１に入射する。同時計数回路４は、各々のシンチレータブロック３１においてγ線が入射した位置およびタイミングを検出する。そして所定の時間以内に一対のγ線がシンチレータブロック３１に入射した場合、同時計数回路４は各々のγ線が入射した位置およびタイミングのデータを同時計数データとして主制御部５へ送信する。なお、生体Ｓについて得られた同時計数データについては符号ＤＳを付すことにより、ファントムＦについて得られた同時計数データＤＫと区別する。
第２モードに切り換える操作が行われた場合、第２モードが選択された旨の信号がモード切換部１３へと送信される。この場合、同時計数回路４が検出した同時計数データＤＳが主制御部５のうち第２画像処理部１７へ送信されるように、モード切換部１３は同時計数回路４を制御する。すなわち第２モードが選択された場合、同時計数回路４が同時計数データＤＳと判定したγ線の検出信号は、第２画像処理部１７が備えるデータ収集部２３へと送信される。
データ収集部２３は、同時計数回路４によって判定された同時計数データＤＳの各々を収集する。γ線が放出されていくにつれて同時計数回路４は逐次同時計数データＤＳをデータ収集部２３へと送信していくので、データ収集部２３には多数の同時計数データＤＳが蓄積していく。データ収集部２３が収集した同時計数データＤＳは、同時再構成部２４へと送信される。また同時計数データＤＳは、記憶部１１へと送信されて記憶される。
ステップＳ２（同時再構成処理）
同時再構成部２４は、データ収集部２３によって収集された多数の同時計数データＤＳに対して同時再構成処理を行う。すなわち同時再構成部２４は、同時再構成アルゴリズムを用いて同時再構成処理を行うことにより、放射線分布画像ＥＲおよび吸収係数データＡＤが生成される。放射線分布画像ＥＲは、生体Ｓにおける放射性薬剤の分布を示す画像であり、かつ吸収補正処理が行われていない画像である。吸収係数データＡＤは生体Ｓの全体における吸収係数の分布を示すデータであり、一例として吸収係数サイノグラムまたは吸収係数画像である。
同時再構成部２４が実行する同時再構成アルゴリズムは適宜のアルゴリズムを用いてよい。同時再構成アルゴリズムの例として、MLACF法を用いて同時再構成処理を行うアルゴリズムまたはMLAA法を用いて同時再構成処理を行うアルゴリズムが挙げられる。同時再構成部２４がMLACF法による同時再構成アルゴリズムを用いた場合、吸収係数データＡＤとして吸収係数サイノグラムのデータが得られる。同時再構成部２４がMLAA法による同時再構成アルゴリズムを用いた場合、吸収係数データＡＤとして吸収係数画像のデータが得られる。同時再構成処理が完了すると、同時再構成部２４は吸収係数データＡＤを吸収補正部２５へ送信する。
ステップＰ３（吸収補正処理）
吸収係数データＡＤが吸収補正部２５へ送信されると、図８に示すように、吸収補正部２５は生体Ｓについて得られた同時計数データＤＳを記憶部１１から読み出す。なお吸収補正部２５は、同時計数データＤＳをデータ収集部２３から直接送信させてもよい。そして吸収補正部２５は、推定された吸収係数データＡＤを用いて同時計数データＤＳに対する吸収補正処理を行う。吸収補正部２５が実行する吸収補正処理により、生体ＳのＰＥＴ画像ＴＳが再構成される。ＰＥＴ画像ＴＳは、検査対象となっている生体Ｓの全体における放射性薬剤の分布を示す画像であり、かつ、生体Ｓの全体について吸収補正が行われた画像である。
第２モードにおいて吸収補正部２５が行う吸収補正処理は、第１モードにおいて吸収補正部２２が行う吸収補正処理と同様に、吸収係数補正を行った後に再構成演算を行ってもよいし、吸収係数補正を行いつつ再構成演算を行ってもよい。すなわち、同時再構成部２４によって推定された吸収係数データＡＤからγ線の透過率を算出し、同時計数データＤＳからγ線透過率を除算する補正を行った後、補正された同時計数データＤＳを再構成してＰＥＴ画像ＴＳを生成してもよい。また吸収補正部２５は、推定された吸収係数データＡＤを同時計数データＤＳの再構成に用いる計算式に組み込むことにより、γ線吸収の影響が排除された再構成画像（ＰＥＴ画像ＴＳ）に補正してもよい。
生体Ｓを検査対象とする場合、同時再構成アルゴリズムを用いて得られる吸収係数データＡＤは、生体Ｓの全体における吸収係数の分布を示すデータである。そのため生体Ｓを検査対象とする場合は吸収係数データＡＤを用いて同時計数データＤＳを再構成することにより、生体Ｓの全体について適切な吸収補正が行われたＰＥＴ画像ＴＳを生成することができる。
ステップＰ４（ＰＥＴ画像の表示）
ＰＥＴ画像ＴＳのデータは、表示部９および記憶部１１へと送信される。表示部９はＰＥＴ画像ＴＳを表示させ、記憶部１１はＰＥＴ画像ＴＳのデータを記憶する。操作者はＰＥＴ画像ＴＳのデータを用いて、生体Ｓにおける放射性薬剤の分布を診断する。ステップＰ１ないしステップＰ４の工程により、生体Ｓを検査対象とする場合におけるＰＥＴ画像の撮影工程が完了する。
＜実施形態の構成による効果＞
（第１項）本実施形態に係る核医学診断装置（１）は、対消滅放射線を放出する放射性薬剤を用いてファントムの放射線画像を生成する核医学診断装置であって、予め取得された、ファントムＦにおける放射性薬剤の分布を示すテンプレート放射線画像ＲＡおよびファントムＦの全体における吸収係数の分布を示す全体吸収係数画像ＦＰをそれぞれ記憶する記憶部１１と、対消滅放射線を検出する検出器リング２と、検出器リング２で検出した対消滅放射線の情報に基づいて同時計数データＤＫを収集するデータ収集部１８と、同時計数データＤＫを再構成して実測放射線画像ＧＲを生成する再構成部１９と、実測放射線画像ＧＲの生成時における前記ファントムの位置と前記テンプレート放射線画像の取得時における前記ファントムの位置との差を位置ズレ量ＲＳとして算出する位置ズレ算出部２０と、位置ズレ量ＲＳに基づいて全体吸収係数画像ＦＰに映るファントムＦの位置を補正することにより補正済み吸収係数画像ＨＦを生成する位置補正部２１と、補正済み吸収係数画像ＨＦと前記同時計数データＤＫとを用いて吸収補正処理を行うことにより、吸収補正がなされておりファントムＦにおける放射線薬剤の分布を示す補正済み放射線画像（ＴＦ）を再構成させる第１吸収補正部（２２）と、を備える。
第１項に記載の核医学診断装置によれば、テンプレート放射線画像ＲＡおよび全体吸収係数画像ＦＰを予め取得するとともに、当該２つの画像を記憶部１１に予め記憶させる。そしてファントムＦについて放射線画像の生成を行う度に、予め記憶されたテンプレート放射線画像ＲＡおよび全体吸収係数画像ＦＰを用いて吸収係数画像の推定を行う。すなわち、まずは検査を行うファントムＦについて同時計数データＤＫを取得し、同時計数データＤＫを再構成して実測放射線画像ＧＲを生成する。そして実測放射線画像ＧＲとテンプレート放射線画像ＲＡとの位置ズレ量ＲＳを算出し、予め取得された全体吸収係数画像ＦＰを当該位置ズレ量ＲＳに基づいて補正する。全体吸収係数画像ＦＰを補正することにより、ファントムＦについて得られた同時計数データＤＫに対する吸収補正処理に用いる補正済み吸収係数画像ＨＦが生成される。
ここで従来の構成と比較しつつ、本実施形態に係る核医学診断装置の効果について説明する。従来の一般的なＰＥＴ装置では、検査対象について得られた同時計数データに対して吸収補正処理を行う場合、トランスミッションデータまたはＸ線ＣＴ画像が必要となる。しかし、当該従来の構成では検査対象に対して陽電子放出核種と同種の放射線またはＸ線を照射する外部線源をＰＥＴ装置に配設する必要がある。そのため、装置の大型化およびコストの上昇という問題が懸念される。
外部線源を用いることなく同時計数データに対する吸収補正処理を可能とする構成として、同時再構成アルゴリズムを用いて吸収係数データを推定する方法が提案されている。しかし発明者の鋭意検討により、同時再構成アルゴリズムを用いて吸収係数データを推定する構成では、ファントムを検査対象とする場合において、同時計数データに対する吸収補正処理の精度が低下するという知見が新たに得られた。すなわち図９（ｂ）に示すように、同時再構成アルゴリズムの原理上、ファントムＦの全体について吸収係数データ（μマップ）を推定することができないので、ファントムＦの少なくとも一部において吸収補正処理が行われない。そのため同時再構成アルゴリズムを用いる構成では、ファントムを用いる非臨床評価においてにおける吸収補正処理の精度が低下するという問題が新たに懸念される。
さらに発明者は検討を行った結果、外部線源を用いることなくファントム全体について吸収係数の推定を行う方法として、予めＸ線ＣＴ装置などを用いてファントム全体のμマップを取得した後、ＰＥＴ装置を用いて生成されたファントムのＰＥＴ画像に対して当該μマップを適用して吸収補正処理を行う方法が考えられた。しかしこの方法であっても精度良く吸収補正処理を行うことは困難である。すなわち、ファントム全体のμマップを取得するために用いられるＸ線ＣＴ装置とファントムのＰＥＴ画像を生成するために用いられるＰＥＴ装置とは別の装置であるので、μマップの作成時におけるファントムの位置とＰＥＴ画像の生成時におけるファントムの位置とは異なる。従って、ファントムの位置が合わないことに起因して吸収補正処理の精度が低下する。すなわち、ＰＥＴ画像に映るファントム像の外部において吸収補正処理が実行される、またはファントム像の少なくとも一部において吸収補正処理が実行されないといった事態が発生するので、吸収補正処理の精度を向上することが困難となる。
本実施形態に係る核医学診断装置では、予め取得されたテンプレート放射線画像ＲＡおよび全体吸収係数画像ＦＰを記憶しておく。次に、現時点の検査でファントムＦについて収集された同時計数データＤＫを再構成することで実測放射線画像ＧＲを生成する（ステップＳ１、Ｓ２）。そして実測放射線画像ＧＲとテンプレート放射線画像ＲＡとの位置ズレ量ＲＳに基づいて、全体吸収係数画像ＦＰに映るファントムの位置を補正することで補正済み吸収係数画像ＨＦを推定する（ステップＳ３、Ｓ４）。さらに、推定された補正済み吸収係数画像ＨＦを用いて同時計数データＤＫに対する吸収補正処理を行うことで、吸収補正がされたＰＥＴ画像ＴＦを再構成する。
テンプレート放射線画像ＲＡはファントムにおける放射線分布を示す画像であり、全体吸収係数画像ＦＰはファントム全体における吸収係数分布が推定されている画像である。そのため、全体吸収係数画像ＦＰに映るファントムＦの位置を補正することによって得られる補正済み吸収係数画像ＨＦも、ファントムＦ全体における吸収係数の分布が推定されている画像である。そのため、補正済み吸収係数画像ＨＦを用いることにより、放射性薬剤が拡散可能な生体模型４３の範囲に限定されることなく、筐体部４１を含めたファントムＦの全範囲に対して吸収補正処理を行うことができる。
そして位置補正部２１は、テンプレート放射線画像ＲＡと実測放射線画像ＧＲとの位置ズレ量ＲＳに応じて全体吸収係数画像ＦＰに映るファントムの位置を補正することによって補正済み吸収係数画像ＨＦを推定する。すなわち位置補正部２１によって補正済み吸収係数画像ＨＦにおける吸収係数分布の位置は、実測放射線画像ＧＲに映るファントム像の位置に対応するように補正されている。そのため吸収補正部２２は、実測放射線画像ＧＲの生成時に収集された同時計数データＤＫに対して、補正済み吸収係数画像ＨＦによる吸収補正処理が可能となる。
そして補正済み吸収係数画像ＨＦはファントムＦ全体における吸収係数の分布が推定されている画像であるので、吸収補正部２２によって生成されるＰＥＴ画像ＴＦは、ファントムＦの全体について吸収補正がなされた放射線画像となる。よって、ＰＥＴ装置１に外部線源を配設することなく、精度良く吸収補正処理がなされたファントムＦのＰＥＴ画像ＴＦを取得できる。すなわち、ＰＥＴ装置１の大型化を防止しつつ、ファントムを用いた非臨床評価においても同時計数データに対する正確な吸収補正処理を行うことができる。
（第２項）また第１項に記載の核医学診断装置において、検出対象がファントムＦである場合には第１モードに切り換えられ、検出対象が生体Ｓである場合には第２モードへと切り換えられるように構成されるモード切換部１３と、同時計数データＤＳに対して同時再構成アルゴリズムを用いて同時再構成処理を行うことにより、検出対象における放射性薬剤の分布を示す放射線分布画像ＥＲと検出対象のうち放射性薬剤が分布する領域における吸収係数の分布を示す吸収係数データＡＤとを生成する同時再構成部２４と、吸収係数データＡＤと同時係数データＤＳとを用いて吸収補正処理を行うことにより、吸収補正がなされており検出対象における放射線薬剤の分布を示す補正済み画像ＴＳを再構成させる第２吸収補正部と、を備え、前記モード切換部が前記第１モードへ切り換えられる場合、前記再構成部は前記実測放射線画像を生成し、前記位置ズレ算出部は前記位置ズレ量を算出し、前記位置補正部は前記補正済み吸収係数画像を生成し、前記第１吸収補正部は前記補正済み放射線画像を再構成させるように制御され、前記モード切換部が第２モードへ切り換えられる場合、前記同時再構成部は前記放射線分布画像および前記吸収係数データを生成し、前記第２吸収補正部は前記生体における前記補正済み画像を生成するように制御される。
第２項に記載の核医学診断装置によれば、検査対象に応じてモードを切り換えるモード切換部１３を備えている。検査対象がファントムである場合にはモード切換部１３は核医学診断装置の動作を第１モードに切り換え、検査対象が生体である場合にはモード切換部１３は核医学診断装置の動作を第２モードに切り換える。
第１モードに切り換えられた場合、第１項に記載の核医学診断装置と同様に、再構成部、位置ズレ算出部、位置補正部、および第１吸収補正部によってファントムの補正済み放射線画像を生成する。すなわち、テンプレート放射線画像ＲＡおよび全体吸収係数画像ＦＰを予め取得するとともに、当該２つの画像を記憶部１１に予め記憶させる。そしてファントムＦについて放射線画像の生成を行う度に、予め記憶されたテンプレート放射線画像ＲＡおよび全体吸収係数画像ＦＰを用いて吸収係数画像の推定を行う。そのため、検査対象がファントムである場合であっても外部線源を用いることなく、ファントム全体について正確に吸収補正処理がなされた放射線画像を取得できる。
一方で第２モードに切り換えられた場合、同時再構成部および第２吸収補正部を用いて生体Ｓの補正済み画像を生成する。同時再構成部は同時再構成アルゴリズムを用いることにより、生体Ｓについて得られた同時計数データＤＳから吸収係数データＡＤを推定することができる。
そして第２吸収補正部は吸収係数データＡＤを用いて同時計数データＤＳに対して吸収補正処理を行い、生体Ｓにおける放射線薬剤の分布を示す補正済み画像を生成する。吸収係数データＡＤに映る生体の位置は、同時計数データＤＳを取得する際における生体の位置に対応しているので、吸収係数データＡＤを用いて同時計数データＤＳに対する吸収補正処理が可能である。検査対象が生体Ｓである場合、放射線薬剤は生体の全体に拡散される。そのため、同時再構成アルゴリズムを用いた演算処理により、生体Ｓの全体における吸収係数の分布を示すデータである吸収係数データＡＤを生成することができる。
従って、吸収係数データＡＤを用いることにより、生体Ｓの全体について正確な吸収補正がなされた放射線画像として、補正済み画像（ＰＥＴ画像ＴＳ）を取得することができる。すなわち検査対象が生体である場合とファントムである場合との各々について、外部線源を配置することなく検査対象の全体について正確な吸収補正が行われる核医学診断装置を実現できる。
（第３項）また第２項に記載の核医学診断装置において、全体吸収係数画像ＦＰは、ファントムＦの幾何学的情報を用いてファントムＦの全体における吸収係数の分布を推定することによって取得される。
第３項に記載の核医学診断装置によれば、ファントムＦの幾何学的情報を用いてファントムＦの全体における吸収係数の分布を推定することによって全体吸収係数画像ＦＰを取得する。ファントムＦにおける各々の部材は、ファントムＦにおいて配置される位置、および構成される材料などの情報を予め知ることができる。構成材料が既知であればγ線の吸収率を予め算出できるので、当該構成材料の種類および位置を予め知ることにより、実際にファントムＦへ放射線を照射することなく、幾何学的な演算方法によってファントムＦの全体における吸収係数の分布を予め算出できる。従って、Ｘ線ＣＴ装置またはＰＥＴ／ＣＴ装置を例とする、ＰＥＴ装置１とは別の放射線撮影装置を用いることなく全体吸収係数画像ＦＰを予め取得できる。
（第４項）本実施形態に係る吸収係数画像推定方法は、核医学診断装置においてファントムの吸収係数画像を推定するための吸収係数画像推定方法であって、
予め取得された、対消滅放射線を放出する放射性薬剤の前記ファントムにおける分布を示すテンプレート放射線画像ＲＡ、および前記ファントムの全体における吸収係数の分布を示す全体吸収係数画像ＦＰを記憶部に記憶させるテンプレートデータ記憶過程と、前記ファントムを囲む位置に配置されている検出器リング２を用いて、前記ファントム内から放出される前記対消滅放射線を検出する検出過程と、前記検出過程において検出された前記対消滅放射線の情報に基づいて同時計数データＤＫを収集するデータ収集過程と、
前記同時計数データＤＫを再構成して実測放射線画像ＧＲを生成する再構成過程と、
前記実測放射線画像ＧＲの取得時における前記ファントムＦの位置と、前記テンプレート放射線画像の取得時における前記ファントムＦの位置との差を位置ズレ量ＲＳとして算出する位置ズレ算出過程と、前記位置ズレ算出過程において算出された前記位置ズレ量ＲＳに基づいて前記全体吸収係数画像ＦＰに映るファントムＦの位置を補正することにより、補正済み吸収係数画像ＨＦを推定する位置補正過程と、を備える。
第４項に記載の吸収係数画像推定方法によれば、テンプレートデータ記憶過程においてテンプレート放射線画像および全体吸収係数画像を記憶させておく。そして検出過程およびデータ収集過程によって、ファントム内から放出される対消滅放射線に基づく同時計数データが収集される。再構成過程では同時計数データを再構成して実測放射線画像を生成する。位置ズレ算出過程により、実測放射線画像の取得時におけるファントムの位置と、テンプレート放射線画像の取得時におけるファントムの位置との差が位置ズレ量として算出される。位置補正過程では、位置ズレ量に基づいて全体吸収係数画像の位置を補正することによって補正済み吸収係数画像を推定する。
テンプレート放射線画像ＲＡはファントムにおける放射線分布を示す画像であり、全体吸収係数画像ＦＰはファントム全体における吸収係数分布が推定されている画像である。そのため、全体吸収係数画像ＦＰに映るファントムＦの位置を補正することによって得られる補正済み吸収係数画像ＨＦも、ファントムＦ全体における吸収係数の分布が推定されている画像である。そのため、補正済み吸収係数画像ＨＦを用いることにより、放射性薬剤が拡散可能な範囲に限定されることなく、ファントムＦの全範囲に対して吸収補正処理を行うことができる。
そして位置補正過程では、テンプレート放射線画像ＲＡと実測放射線画像ＧＲとの位置ズレ量ＲＳに応じて全体吸収係数画像ＦＰに映るファントムの位置を補正することによって補正済み吸収係数画像ＨＦを推定する。すなわち位置補正部２１によって補正済み吸収係数画像ＨＦにおける吸収係数分布の位置は、実測放射線画像ＧＲに映るファントム像の位置に対応するように補正されている。そのため、実測放射線画像ＧＲの生成時に収集された同時計数データＤＫに対して、補正済み吸収係数画像ＨＦによる吸収補正処理が可能となる。従って、外部線源を用いることなく、ファントムＦの同時計数データＤＫに対する吸収補正処理が可能な補正済み吸収係数画像ＨＦを推定できる。すなわち、核医学診断装置の大型化を防止しつつ、ファントムを用いた非臨床評価においても同時計数データに対する正確な吸収補正処理を行うことができる。
（第５項）また第４項に記載の吸収係数画像推定方法において、前記全体吸収係数画像は、前記ファントムの幾何学的情報を用いて前記ファントムの全体における吸収係数の分布を推定することによって取得される。
第５項に記載の吸収係数画像推定方法によれば、ファントムＦの幾何学的情報を用いてファントムＦの全体における吸収係数の分布を推定することによって全体吸収係数画像ＦＰを取得する。この場合、実際にファントムＦへ放射線を照射することなく、幾何学的な演算方法によってファントムＦの全体における吸収係数の分布を予め算出できる。従って、Ｘ線ＣＴ装置またはＰＥＴ／ＣＴ装置を例とする、ＰＥＴ装置１とは別の放射線撮影装置を用いることなく全体吸収係数画像ＦＰを予め取得できる。
＜他の実施例＞
なお、今回開示された実施例は、すべての点で例示であって制限的なものではない。本発明の範囲は、特許請求の範囲、並びに、特許請求の範囲と均等の意味および範囲内でのすべての変更が含まれる。例として、本発明は下記のように変形実施することができる。
（１）上述した実施例において、ファントムＦに収納される生体模型４３は、人体の脳を模した模型に限ることはない。生体模型４３の他の例として、人体の全身を模した模型、人体の乳房を模した模型、人以外の生物を模した模型などが挙げられる。
（２）上述した実施例において、検出器リング２は３つのシンチレータブロック３１がｐ方向に積層された構造となっているが、ｐ方向に並ぶシンチレータブロック３１の数は適宜変更してよい。検出器リング２はｐ方向についてシンチレータブロック３１が単層となっている構成であってもよいし、２または４以上のシンチレータブロック３１がｐ方向に積層されていてもよい。
（３）上述した実施例において、核医学診断装置としてＰＥＴ装置を例にとって説明したが、吸収係数画像を推定する構成であればＰＥＴ装置に限定されない。一例として、ＳＰＥＣＴ装置（SPECT: Single Photon Emission Computed Tomography）などにも適用できる。
（４）上述した実施例において、γ線検出器３は図２に示される構成に限ることはなく適宜変更してよい。一例として、γ線検出器３はＤＯＩ検出器に限ることはなくシンチレータブロック３１を構成するシンチレータ素子は深さ方向に単層からなる構成であってもよい。また別の例として、γ線検出器３はライトガイド３２を省略してもよい。さらに別の例として、γ線検出器３は光電子倍増管３３の代わりにSiPMを例とする半導体素子を備えてもよい（SiPM: Silicon Photomultiplier）。
１ …ＰＥＴ装置
２ …検出器リング
３ …γ線検出器
４ …同時計数回路
５ …主制御部
６ …吸収係数補正推定プログラム
７ …入力部
９ …表示部
１０ …天板
１１ …記憶部
１３ …モード切換部
１５ …第１画像処理部
１７ …第２画像処理部
１８ …データ収集部
１９ …再構成部
２０ …位置ズレ算出部
２１ …位置補正部
２２ …吸収補正部
２３ …データ収集部
２４ …同時再構成部
２５ …吸収補正部
３１ …シンチレータブロック
３２ …ライトガイド
３３ …光電子増倍管
４１ …筐体部
４２ …内側収納部
４３ …生体模型
Ｓ …生体
Ｆ …ファントム
ＤＫ …同時計数データ
ＤＳ …同時計数データ
ＲＡ …テンプレート放射線画像
ＦＰ …全体吸収係数画像
ＧＲ …実測放射線画像
ＨＦ …補正済み吸収係数画像
ＲＳ …位置ズレ量
ＡＤ …吸収係数データ
ＥＲ …放射線分布画像
ＴＦ …ＰＥＴ画像
ＴＳ …ＰＥＴ画像

Claims (5)

  1. 対消滅放射線を放出する放射性薬剤を用いてファントムの放射線画像を生成する核医学診断装置であって、
    予め取得された、前記ファントムにおける前記放射性薬剤の分布を示すテンプレート放射線画像および前記ファントムの全体における吸収係数の分布を示す全体吸収係数画像をそれぞれ記憶する記憶部と、
    前記対消滅放射線を検出する検出器リングと、
    前記検出器リングで検出した前記対消滅放射線の情報に基づいて同時計数データを収集するデータ収集部と、
    前記同時計数データを再構成して実測放射線画像を生成する再構成部と、
    前記実測放射線画像の生成時における前記ファントムの位置と前記テンプレート放射線画像の取得時における前記ファントムの位置との差を位置ズレ量として算出する位置ズレ算出部と、
    前記位置ズレ量に基づいて前記全体吸収係数画像に映る前記ファントムの位置を補正することにより補正済み吸収係数画像を生成する位置補正部と、
    前記補正済み吸収係数画像と前記同時計数データとを用いて吸収補正処理を行うことにより、吸収補正がなされており前記ファントムにおける前記放射線薬剤の分布を示す補正済み放射線画像を再構成させる第１吸収補正部と、
    を備える核医学診断装置。
  2. 請求項１に記載の核医学診断装置において、
    検査対象がファントムである場合には第１モードに切り換えられ、検査対象が生体である場合には第２モードへと切り換えられるように構成されるモード切換部と、
    前記同時計数データに対して同時再構成アルゴリズムを用いて同時再構成処理を行うことにより、前記検出対象における放射性薬剤の分布を示す放射線分布画像と前記検出対象のうち前記放射性薬剤が分布する領域における吸収係数の分布を示す吸収係数データとを生成する同時再構成部と、
    前記吸収係数データと前記同時係数データとを用いて吸収補正処理を行うことにより、吸収補正がなされており前記検出対象における前記放射線薬剤の分布を示す補正済み画像を再構成させる第２吸収補正部と、
    を備え、
    前記モード切換部が前記第１モードへ切り換えられる場合、
    前記再構成部は前記実測放射線画像を生成し、前記位置ズレ算出部は前記位置ズレ量を算出し、前記位置補正部は前記補正済み吸収係数画像を生成し、前記第１吸収補正部は前記補正済み放射線画像を再構成させるように制御され、
    前記モード切換部が第２モードへ切り換えられる場合、
    前記同時再構成部は前記放射線分布画像および前記吸収係数データを生成し、前記第２吸収補正部は前記生体における前記補正済み画像を生成するように制御される核医学診断装置。
  3. 請求項１または請求項２に記載の核医学診断装置において、
    前記全体吸収係数画像は、前記ファントムの幾何学的情報を用いて前記ファントムの全体における吸収係数の分布を推定することによって取得される核医学診断装置。
  4. 核医学診断装置においてファントムの吸収係数画像を推定するための吸収係数画像推定方法であって、
    予め取得された、対消滅放射線を放出する放射性薬剤の前記ファントムにおける分布を示すテンプレート放射線画像、および前記ファントムの全体における吸収係数の分布を示す全体吸収係数画像を記憶部に記憶させるテンプレートデータ記憶過程と、
    前記ファントムを囲む位置に配置されている検出器リングを用いて、前記ファントム内から放出される前記対消滅放射線を検出する検出過程と、
    前記検出過程において検出された前記対消滅放射線の情報に基づいて同時計数データを収集するデータ収集過程と、
    前記同時計数データを再構成して実測放射線画像を生成する再構成過程と、
    前記実測放射線画像の取得時における前記ファントムの位置と、前記テンプレート放射線画像の取得時における前記ファントムの位置との差を位置ズレ量として算出する位置ズレ算出過程と、
    前記位置ズレ算出過程において算出された前記位置ズレ量に基づいて前記全体吸収係数画像に映る前記ファントムの位置を補正することにより、補正済み吸収係数画像を推定する位置補正過程と、
    を備える吸収係数画像推定方法。
  5. 請求項４に記載の吸収係数画像推定方法において、
    前記全体吸収係数画像は、前記ファントムの幾何学的情報を用いて前記ファントムの全体における吸収係数の分布を推定することによって取得される吸収係数画像推定方法。

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