JP5073293B2 - 断層撮影装置、それを備えた撮影システム並びに撮影データ取得方法 - Google Patents

Description

この発明は、放射性薬剤が投与された被検体から発生した放射線を同時計数して断層画像を得る断層撮影装置、それを備えた撮影システム並びに撮影データ取得方法に関する。

ＰＥＴ(Positron Emission Tomography)装置は、陽電子（Positron）、すなわちポジトロンの消滅によって発生する複数本のγ線を検出して複数個の検出器でγ線を同時に検出したときのみ被検体の断層画像を再構成するように構成されている。

このＰＥＴ装置では、放射性薬剤を被検体に投与した後、対象組織における薬剤蓄積の過程を経時的に測定することで、様々な生体機能の定量測定が可能である。したがって、ＰＥＴ装置によって得られる断層画像は機能情報を有する。

ところで、γ線を同時に検出する、すなわちγ線を同時計数する技術では、γ線を２次元的に検出する２Ｄ−ＰＥＴの他に、近年ではγ線を３次元的に検出する３Ｄ−ＰＥＴが用いられている。かかる３Ｄ−ＰＥＴでは、被検体の近傍に各検出器を大立体角にそれぞれ配設することでγ線の検出効率を高め、システム感度を飛躍的に向上させることができる。

γ線を同時計数するには同時計数回路に各γ線を入力して、入力されたγ線の時間差が所定のタイムウィンドウ内に収まっているか否かで判断される。実際の同時計数回路では、一般的に４ｎｓ〜２０ｎｓ（ｎｓ＝１０^−９ｓ）程度の非常に短いタイムウィンドウ内に検出されたγ線を「同時」とみなしている。したがって、互いに異なる２点で発生したγ線のそれぞれ一方を同時計数する可能性が生じてしまう。これを『偶発同時計数（random coincidence）』という。この偶発同時計数の様子を模式的に示した概略図を図１２（ａ）に示す。一方、一対のγ線の一方あるいは双方が被検体内でコンプトン散乱を起こした後に同時計数された場合、これを『散乱同時計数（scatter coincidence）』という。この散乱同時計数の様子を模式的に示した概略図を図１２（ｂ）に示す。図１２中の検出器においてハッチングで示した部分は、同時計数した検出器を示す。また、本来であれば一対のγ線の双方が同時計数された場合、これを『真の同時計数（true coincidence）』という（例えば、特許文献１、２参照）。

ＰＥＴの画質を向上させるためには、真の同時計数（Ｔ）を増やすことで統計精度を高めること、さらには各種補正におけるノイズ振幅を抑制することが必要である。統計精度を高める手法としては、放射性薬剤の投与量を増やすことや同時計数して収集する収集時間を延ばすことが考えられる。しかし、投与量を２倍に増やすことで真の同時計数（Ｔ）が２倍になったとしても、偶発同時計数（Ｒ）は４倍に増えてしまい、偶発同時計数補正におけるノイズが増幅してしまう。また、被検体のサイズや放射能の分布に依存して変化する散乱同時計数（Ｓ）も含まれる。そこで、これらの計数Ｔ，Ｓ，ＲからＰＥＴ画質を簡便に評価できる指標として、雑音等価計数(NEC: Noise Equivalent Count)が用いられる（例えば、非特許文献１参照）。

同時計数回路に遅延回路を組み合わせた回路（遅延同時計数回路）を用いて偶発同時計数を計測して補正する場合には、雑音等価計数ＮＥＣは下記（１）式で表される。また、偶発同時計数をシングル計数率から推定して補正する場合には、雑音等価計数ＮＥＣは下記（２）式で表される。

ＮＥＣ＝Ｔ^２／（Ｔ＋Ｓ＋２×ｆ×Ｒ） …（１）
ＮＥＣ＝Ｔ^２／（Ｔ＋Ｓ＋ｆ×Ｒ） …（２）
ただし、上記（１）、（２）式中のｆは、γ線検出器を埋設したガントリに被検体が占める割合である。具体的には、ガントリの開口径（すなわちγ線検出器の開口径）に占める被検体の割合である。
特開２０００−２８７２７号公報（第３頁、図５） 特開平７−１１３８７３号公報（第１−７，９−１１頁、図２，５，７，８，１３） 松本圭一、外５名 「二次元および三次元ＰＥＴ収集における雑音等価計数と再構成画像の画質の評価」日本放射線技術学会雑誌、２００６年８月、第６２巻、第８号、ｐ．１１１１−１１１８

しかしながら、雑音等価計数ＮＥＣは、被検体の大きさを考慮していないという問題がある。例えば、雑音等価計数が互いに等しい大小の被検体のＰＥＴ画像を比較すると、小さい被検体の方が高画質になる（例えば均一領域の標準偏差が小さくなる）という状況が発生する。これは、雑音等価計数ＮＥＣは再構成面積内に振り分けられるので、再構成面積が広い（すなわち被検体サイズが大きい）部位ほど、単位面積当たりの雑音等価計数が小さくなり、再構成面積が狭い（すなわち被検体サイズが小さい）部位ほど、単位面積当たりの雑音等価計数が大きくなることに起因する。つまり、従来技術の雑音等価計数ＮＥＣから画質を予測する非特許文献１のような手法は、互いに異なる被検体サイズ間においては成り立たないという問題がある。このように雑音等価計数に代表される画像を評価する物理量は、面積に代表される被検体の大きさに関する物理量が互いに異なると、画質の評価の指標にならない。

また、雑音等価計数は撮影後に総計数情報から事後算出されるので、算出された雑音等価計数を元に次の撮影条件を検討する指標となるに過ぎない。このため、撮影中にどの程度の画質が確保されるどうかを見極める必要がある。

この発明は、このような事情に鑑みてなされたものであって、画像を評価する際において、被検体の大きさに関する物理量に依存しない指標を求めることができる断層撮影装置、それを備えた撮影システム並びに撮影データ取得方法を提供することを目的とする。

この発明は、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、請求項１に記載の発明は、放射性薬剤が投与された被検体から発生した放射線を同時計数して断層画像を得る断層撮影装置であって、被検体の大きさに関する物理量を演算する第１物理量演算手段と、計数された放射線に基づく雑音等価計数あるいは計数された放射線に基づく画像ノイズを演算する第２物理量演算手段と、前記第１物理量演算手段で演算された物理量で、前記第２物理量演算手段で演算された雑音等価計数あるいは画像ノイズを除算して、被検体の大きさ当たりの雑音等価計数あるいは画像ノイズを演算する第３物理量演算手段とを備えることを特徴とするものである。

［作用・効果］請求項１に記載の発明によれば、断層撮影装置は、第１物理量演算手段と第２物理量演算手段と第３物理量演算手段とを備えている。第１物理量演算手段は、被検体の大きさに関する物理量を演算するとともに、第２物理量演算手段は、計数された放射線に基づく雑音等価計数あるいは計数された放射線に基づく画像ノイズを演算する。第１物理量演算手段で演算された物理量で、第２物理量演算手段で演算された雑音等価計数あるいは画像ノイズを除算して、第３物理量演算手段は、被検体の大きさ当たりの雑音等価計数あるいは画像ノイズを演算する。このように、被検体の大きさ当たりの雑音等価計数あるいは画像ノイズを演算することで、画像を評価する際において、被検体の大きさに関する物理量に依存しない指標を求めることができる。

また、請求項７に記載の発明は、放射性薬剤が投与された被検体から発生した放射線を同時計数して断層画像を得る断層撮影装置と、前記被検体に対して所定の撮影を施して所定の画像を得る撮影装置とを備えた撮影システムであって、被検体の大きさに関する物理量を演算する第１物理量演算手段と、計数された放射線に基づく雑音等価計数あるいは計数された放射線に基づく画像ノイズを演算する第２物理量演算手段と、前記第１物理量演算手段で演算された物理量で、前記第２物理量演算手段で演算された雑音等価計数あるいは画像ノイズを除算して、被検体の大きさ当たりの雑音等価計数あるいは画像ノイズを演算する第３物理量演算手段とを備えることを特徴とするものである。

［作用・効果］請求項７に記載の発明によれば、撮影システムは、断層撮影装置および撮影装置とを備えるとともに、断層撮影装置は、断層撮影装置に係る発明（請求項１に記載の発明）と同様に、第１物理量演算手段と第２物理量演算手段と第３物理量演算手段とを備えている。第１物理量演算手段は、被検体の大きさに関する物理量を演算するとともに、第２物理量演算手段は、計数された放射線に基づく雑音等価計数あるいは計数された放射線に基づく画像ノイズを演算する。第１物理量演算手段で演算された物理量で、第２物理量演算手段で演算された雑音等価計数あるいは画像ノイズを除算して、第３物理量演算手段は、被検体の大きさ当たりの雑音等価計数あるいは画像ノイズを演算する。このように、被検体の大きさ当たりの雑音等価計数あるいは画像ノイズを演算することで、画像を評価する際において、被検体の大きさに関する物理量に依存しない指標を求めることができる。

上述したこれらの断層撮影装置、およびそれを備えた撮影システムの一例は、断層撮影装置は、放射性薬剤と同種の放射線を外部から被検体に向けて照射する外部線源を備え、外部線源から照射されて被検体を透過した放射線に基づいて、第１物理量演算手段は、被検体の大きさに関する物理量を演算することである（請求項２、８に記載の発明）。外部線源から照射されて被検体を透過した放射線に基づいて取得されたデータ（例えばトランスミッションデータ）は、被検体の形態情報を有する。したがって、その放射線に基づいて、第１物理量演算手段は、被検体の大きさに関する物理量を簡易に演算することができる。

これらの断層撮影装置、およびそれを備えた撮影システムの他の一例は、断層撮影装置から見た外部装置（請求項１に記載の発明では外部装置、請求項７に記載の発明では撮影装置）で取得された被検体の形態情報に基づいて、第１物理量演算手段は、被検体の大きさに関する物理量を演算することである（請求項３、９に記載の発明）。外部装置で取得されたデータが被検体の形態情報であるので、その形態情報に基づいて、第１物理量演算手段は、被検体の大きさに関する物理量を簡易に演算することができる。

なお、第１物理量演算手段が被検体の大きさに関する物理量を演算する基となるデータは、請求項２、３、８、９に記載の発明のような被検体の形態情報に限定されない。被検体の機能情報（例えばエミッションデータ）であっても、放射性薬剤によって拡がった被検体の放射能の分布によって被検体の輪郭がわかる場合があるので、被検体の大きさに関する物理量を演算するのが可能である。

また、断層撮影装置から見た上述した外部装置（請求項１に記載の発明では外部装置、請求項７に記載の発明では撮影装置）がＸ線ＣＴ装置であって、請求項３、９に記載の発明のように、被検体の形態情報に基づいて、第１物理量演算手段が被検体の大きさに関する物理量を演算する場合には、以下のように演算する（請求項４、１０に記載の発明）。すなわち、Ｘ線ＣＴ装置がＣＴ画像を取得することで、ＣＴ画像は形態情報を有した画像となって、そのＣＴ画像に基づいて、第１物理量演算手段は、被検体の大きさに関する物理量を演算する。

断層撮影装置から見た外部装置（請求項１に記載の発明では外部装置、請求項７に記載の発明では撮影装置）は、請求項４、１０に記載の発明のようなＸ線ＣＴ装置に限定されず、形態情報もＣＴ画像に限定されない。被検体に対して所定の撮影を施して所定の画像を得る装置であって、その装置によって取得されたデータが形態情報を有するのであれば、適用することができる。例えば核磁気共鳴装置 (MRI: Magnetic Resonance Imaging)によって得られた画像は形態情報を有するので、ＭＲＩによって得られた形態情報に基づいて、第１物理量演算手段は、被検体の大きさに関する物理量を演算してもよい。

上述したこれらの断層撮影装置、およびそれを備えた撮影システムにおいて、第１物理量演算手段で演算される被検体の大きさに関する物理量の一例は、被検体の断面積である（請求項５、１１に記載の発明）。断面積は被検体の大きさに関して有効な指標である。

なお、第１物理量演算手段で演算される被検体の大きさに関する物理量は、請求項５、１１に記載の発明のような被検体の断面積に限定されない。被検体の吸収率であってもよい。被検体の吸収率は、被検体のない状態で外部線源から照射された放射線を計数するとともに、被検体のある状態で外部線源から照射されて被検体を透過した放射線を計数して、それらの計数比をとることで得られる。この被検体の吸収率も、被検体の大きさに関して有効な指標である。

雑音等価計数のみ言及すると、第３物理量演算手段は、被検体の大きさ当たりの雑音等価計数を演算することである（請求項１、７に記載の発明）。雑音等価計数は、「背景技術」の段落でも述べたように、画質を簡便に評価できる指標として有用である。この雑音等価計数に対して、被検体の大きさに関する物理量を考慮するために、被検体の大きさ当たりの雑音等価計数を演算して求めることで、被検体の大きさに関する物理量に依存しない雑音等価計数を求めることができる。

上述したこれらの断層撮影装置、およびそれを備えた撮影システムにおいて、第３物理量演算手段で演算された被検体の大きさ当たりの雑音等価計数あるいは画像ノイズに基づいて、撮影条件を設定する撮影条件設定手段を備えてもよい（請求項６、１２に記載の発明）。第３物理量演算手段で演算された被検体の大きさ当たりの雑音等価計数あるいは画像ノイズが、被検体の大きさに関する物理量に依存せずに、かつ次の撮影条件を検討する指標となるので、次の撮影時にどの程度の画質が確保されるどうかを見極めることが可能になる。

また、請求項１３に記載の発明は、放射性薬剤が投与された被検体から発生した放射線を同時計数して撮影データを取得する撮影データ取得方法であって、被検体の大きさに関する物理量を演算する第１物理量演算工程と、計数された放射線に基づく雑音等価計数あるいは計数された放射線に基づく画像ノイズを中央演算処理装置によって演算する第２物理量演算工程と、前記第１物理量演算工程で演算された物理量で、前記第２物理量演算工程で演算された雑音等価計数あるいは画像ノイズを除算して、被検体の大きさ当たりの雑音等価計数あるいは画像ノイズを中央演算処理装置によって演算する第３物理量演算工程とを備えることを特徴とするものである。

［作用・効果］請求項１３に記載の発明によれば、第１物理量演算工程では、被検体の大きさに関する物理量を中央演算処理装置によって演算するとともに、第２物理量演算工程では、計数された放射線に基づく雑音等価計数あるいは計数された放射線に基づく画像ノイズを中央演算処理装置によって演算する。第１物理量演算工程で演算された物理量で、第２物理量演算工程で演算された雑音等価計数あるいは画像ノイズを除算して、第３物理量演算工程では、被検体の大きさ当たりの雑音等価計数あるいは画像ノイズを中央演算処理装置によって演算する。このように、被検体の大きさ当たりの雑音等価計数あるいは画像ノイズを中央演算処理装置によって演算することで、画像を評価する際において、被検体の大きさに関する物理量に依存しない指標を求めることができる。

上述した撮影データ取得方法において、第３物理量演算工程で演算された被検体の大きさ当たりの雑音等価計数あるいは画像ノイズに基づいて、撮影条件を設定する撮影条件設定工程を備えてもよい（請求項１４に記載の発明）。第３物理量演算工程で演算された被検体の大きさ当たりの雑音等価計数あるいは画像ノイズが、被検体の大きさに関する物理量に依存せずに、かつ次の撮影条件を検討する指標となるので、次の撮影時にどの程度の画質が確保されるどうかを見極めることが可能になる。

また、撮影条件を設定する撮影条件設定工程を備えた場合において、撮影条件設定工程で設定された撮影条件で撮影を行った後に、その撮影で取得された撮影データに基づいて、第１物理量演算工程、第２物理量演算工程および第３物理量演算工程を繰り返し行うのが好ましい（請求項１５に記載の発明）。このように繰り返すことで、繰り返しに係る撮影時でもどの程度の画質が確保されるどうかを見極めることが可能になる。また、より好ましくは、この繰り返しを一連の撮影中に行うことで、撮影中にどの程度の画質が確保されるどうかを見極めることが可能になる。

この発明に係る断層撮影装置、それを備えた撮影システム並びに撮影データ取得方法によれば、被検体の大きさに関する物理量を演算するとともに、計数された放射線に基づく雑音等価計数あるいは計数された放射線に基づく画像ノイズを演算する。被検体の大きさに関する物理量で、雑音等価計数あるいは画像ノイズを除算して、被検体の大きさ当たりの雑音等価計数あるいは画像ノイズを演算する。このように、被検体の大きさ当たりの雑音等価計数あるいは画像ノイズを演算することで、画像を評価する際において、被検体の大きさに関する物理量に依存しない指標を求めることができる。

以下、図面を参照してこの発明の実施例1を説明する。
図１は、実施例１に係るＰＥＴ(Positron Emission Tomography)装置の側面図およびブロック図であり、図２は、ＰＥＴ装置内のγ線検出器の配置図である。

本実施例１に係るＰＥＴ装置は、図１に示すように、被検体Ｍを載置する天板１を備えている。この天板１は、上下に昇降移動、被検体Ｍの体軸Ｚに沿って平行移動するように構成されている。このように構成することで、天板１に載置された被検体Ｍは、後述するガントリ２の開口部２ａを通って、頭部から順に腹部、足部へと走査されて、被検体Ｍの投影データや断層画像といった診断データを得る。

天板１の他に、本実施例１に係るＰＥＴ装置は、開口部２ａを有したガントリ２と、互いに近接配置された複数個のシンチレータブロック（図示省略）と複数個のフォトマルチプライヤ（図示省略）とで構成されるγ線検出器３を備えている。図２に示すように、γ線検出器３は、被検体Ｍの体軸Ｚ周りを取り囲むようにしてリング状に配置されており、ガントリ２内に埋設されている。フォトマルチプライヤは、シンチレータブロックよりも外側に配設されている。シンチレータブロックの具体的な配置としては、例えば、被検体Ｍの体軸Ｚと平行な方向にはシンチレータブロックが２個並び、被検体Ｍの体軸Ｚ周りにはシンチレータブロックが多数個並ぶ形態が挙げられる。γ線検出器３は後述するエミッションデータを収集する。

また、点線源４と後述する吸収補正データ（『トランスミッションデータ』とも呼ばれる）を収集するためのγ線検出器５を備えている。吸収補正データ用のγ線検出器５は、エミッションデータを収集するためのγ線検出器３と同様にシンチレータブロック５ａ（図２を参照）とフォトマルチプライヤ５ｂ（図２を参照）とで構成されている。点線源４は、被検体Ｍに投与する放射性薬剤、すなわち放射性同位元素（ＲＩ）と同種の放射線（本実施例１ではγ線）を照射させる線源であって、被検体Ｍの外部に配設されている。点線源４は、ガントリ２内に埋設されている。点線源４は被検体Ｍの体軸Ｚ周りに回転する。点線源４は、この発明における外部線源に相当する。

また、後述する実施例２も含めて、本実施例１ではγ線検出器５は、γ線検出器３と同様に、図２に示すように被検体Ｍの体軸Ｚに複数のシンチレータブロック５ａおよびフォトマルチプライヤ５ｂを配設することで構成されている。つまり、リング状に配置された多数のγ線検出器３からなる検出器列が体軸Ｚ方向にも多段積み重ねて配設した円筒状の検出器積層体として構成されている。本実施例１では６列とする。

その他にも、本実施例１に係るＰＥＴ装置は、天板駆動部６とコントローラ７と入力部８と出力部９と同時計数回路１０と投影データ導出部１１とＰＥＴ用再構成部１２と吸収補正データ導出部１３と吸収補正データ処理部１４と物理量演算部１６と撮影条件設定部１７とメモリ部１８とを備えている。天板駆動部６は、天板１の上述した移動を行うように駆動する機構であって、図示を省略するモータなどで構成されている。

コントローラ７は、本実施例１に係るＰＥＴ装置を構成する各部分を統括制御する。コントローラ７は、中央演算処理装置（ＣＰＵ）などで構成されている。

入力部８は、オペレータが入力したデータや命令をコントローラ７に送り込む。入力部８は、マウスやキーボードやジョイスティックやトラックボールやタッチパネルなどに代表されるポインティングデバイスで構成されている。出力部９はモニタなどに代表される表示部やプリンタなどで構成されている。

メモリ部１８は、ＲＯＭ（Read-only Memory）やＲＡＭ（Random-Access Memory）などに代表される記憶媒体で構成されている。本実施例１では、投影データ導出部１１やＰＥＴ用再構成部１２で処理された診断データや、吸収補正データ導出部１３で求められた吸収補正データや、吸収補正データ処理部１４で処理された吸収補正データや、その吸収補正データに基づいてＰＥＴ用再構成部１２で吸収補正された断層画像や物理量演算手段１６で求められた後述する各種の物理量についてはＲＡＭに書き込んで記憶し、必要に応じてＲＡＭから読み出す。ＲＯＭには、各種の核医学診断を行うためのプログラム等を予め記憶しており、そのプログラムをコントローラ７が実行することでそのプログラムに応じた核医学診断をそれぞれ行う。

投影データ導出部１１とＰＥＴ用再構成部１２と吸収補正データ導出部１３と吸収補正データ処理部１４と物理量演算部１６と撮影条件設定部１７とは、例えば上述したメモリ部１８などに代表される記憶媒体のＲＯＭに記憶されたプログラムあるいは入力部８などに代表されるポインティングデバイスで入力された命令をコントローラ７が実行することで実現される。

放射性薬剤が投与された被検体Ｍから発生したγ線をγ線検出器３のシンチレータブロックが光に変換して、変換されたその光をγ線検出器３のフォトマルチプライヤが光電変換して電気信号に出力する。その電気信号を画像情報（画素）として同時計数回路１０に送り込む。同時計数回路１０は、この発明における計数手段に相当する。

具体的には、被検体Ｍ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１０は、シンチレータブロックの位置とγ線の入射タイミングとをチェックし、被検体Ｍを挟んで互いに対向位置にある２つのシンチレータブロックでγ線が同時に入射したときのみ、送り込まれた画像情報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のみにγ線が入射したときには、同時計数回路１０は、ポジトロンの消滅により生じたγ線ではなくノイズとして扱い、そのときに送り込まれた画像情報もノイズと判定してそれを棄却する。

実際には、同時計数回路１０でかかる処理を行ったとしてもノイズを除去しきれずに、偶発あるいは散乱同時計数といったノイズ成分が残るが、これらのノイズについては真の同時計数とともに投影データ導出部１１および物理量演算部１６（のＮＥＣ演算部１６ｂ）に送り込む。投影データ導出部１１は、同時計数回路１０から送り込まれた画像情報を投影データとして求め、その投影データをＰＥＴ用再構成部１２に送り込む。ＰＥＴ用再構成部１２がその投影データを再構成して断層画像を求める。投影データ導出部１１で求められた投影データやＰＥＴ用再構成部１２で再構成された断層画像は、『エミッションデータ』とも呼ばれる。

なお、点線源４が被検体Ｍの体軸Ｚの周りを回転しながら被検体Ｍに向けてγ線を照射し、照射されたγ線を吸収補正データ用のγ線検出器５のシンチレータブロック５ａが光に変換して、変換されたその光をγ線検出器５のフォトマルチプライヤ５ｂが光電変換して電気信号に出力する。その電気信号を画像情報（画素）として吸収補正データ導出部１３に送り込む。

吸収補正データ導出部１３に送り込まれた画像情報に基づいて吸収補正データを求める。吸収補正データ導出部１３は、γ線またはＸ線の吸収係数とエネルギーとの関係を表す演算を利用することで、ＣＴ用の投影データ、すなわちＸ線吸収係数の分布データをγ線吸収係数の分布データに変換して、γ線吸収係数の分布データを吸収補正データとして求める。導出された吸収補正データは吸収補正データ処理部１４に送られる。また、吸収補正データ処理部１４では再構成が行われる。吸収補正データ導出部１３で求められた吸収補正データや吸収補正データ処理部１４で再構成された吸収補正データは、『トランスミッションデータ』とも呼ばれる。

処理後の吸収補正データをＰＥＴ用再構成部１２および物理量演算部１６（の割合演算部１６ａおよび断面積演算部１６ｃ）に送り込む。ＰＥＴ用再構成部１２は、吸収補正データに基づいて、被検体Ｍの体内でのγ線の吸収を考慮した断層画像を求めることで断層画像の吸収補正を行う。その吸収補正された断層画像を、コントローラ７を介して出力部９に送り込む。

次に、物理量演算部１６の具体的な構成について、図３を参照して説明する。図３は、物理量演算部およびその周辺部のブロック図である。物理量演算部１６は、割合演算部１６ａとＮＥＣ演算部１６ｂと断面積演算部１６ｃとＣ−ＮＥＣ演算部１６ｄとを備えている。割合演算部１６ａは、吸収補正データ処理部１４で再構成された吸収補正データに基づいて、ガントリ２に被検体Ｍが占める割合ｆを演算する。ＮＥＣ演算部１６ｂは、同時計数回路１０で計数され、偶発あるいは散乱同時計数も含んだγ線のデータ（画像情報）に基づいて雑音等価計数ＮＥＣを演算する。断面積演算部１６ｃは、吸収補正データ処理部１４で再構成された吸収補正データに基づいて、被検体Ｍの断面積を演算する。Ｃ−ＮＥＣ演算部１６ｄは、ＮＥＣ演算部１６ｂで演算された雑音等価計数ＮＥＣから断面積演算部１６ｃで演算された被検体Ｍの断面積を除算して、単位面積当たりの雑音等価計数(C-NEC: Cross Section NEC)を演算する。ＮＥＣ演算部１６ｂは、この発明における第２物理量演算手段に相当し、断面積演算部１６ｃは、この発明における第１物理量演算手段に相当し、Ｃ−ＮＥＣ演算部１６ｄは、この発明における第３物理量演算手段に相当する。また、被検体Ｍの断面積は、この発明における被検体の大きさに関する物理量に相当し、雑音等価計数ＮＥＣは、この発明における雑音等価計数に相当し、単位面積当たりの雑音等価計数Ｃ−ＮＥＣは、この発明における被検体の大きさ当たりの雑音等価計数に相当する。

続いて、一連の撮影データ取得の具体的な処理について、図４〜図８を参照して説明する。図４は、一連の撮影データ取得のフローチャートであり、図５は、トランスミッションデータのサイノグラムの模式図であり、図６は、同時計数回路に遅延回路を組み合わせた回路（遅延同時計数回路）のブロック図であり、図７は、断面積の模式図であり、図８は、軟組織を考慮した場合の断面積の模式図であり、図９は、スタティック収集のときの撮影時間と単位面積当たりの雑音等価計数との関係を模式的に表した説明図である。

なお、図４のフローチャートでは、(1)足部から順に腹部、頭部へと走査されて、点線源４から照射されて被検体Ｍを透過したγ線をγ線検出器５が検出して、トランスミッションデータを収集するとともに、放射性薬剤が投与された被検体Ｍから発生したγ線をγ線検出器３が検出して、エミッションデータを収集（この(1)の収集を「連続全身収集」と呼ぶ）する、あるいは(2)所定の部位において、点線源４から照射されて被検体Ｍを透過したγ線をγ線検出器５が検出して、トランスミッションデータを収集した後に、同じ部位に対して、放射性薬剤が投与された被検体Ｍから発生したγ線をγ線検出器３が検出して、エミッションデータを収集（この(2)の収集を「スタティック収集」と呼ぶ）するものとして説明する。また、図１および図２に示すように、エミッション用のγ線検出器３の方がトランスミッション用（吸収補正データ用）のγ線検出器５よりも足部に配設されているので、連続全身収集では、同じ部位についてトランスミッションデータが先に収集されて、その後でエミッションデータが収集される。

（ステップＳ１）トランスミッションデータ収集
トランスミッション用のγ線検出器５がトランスミッションデータを収集する。具体的には、点線源４から照射されて被検体Ｍを透過したγ線を、シンチレータブロック５ａが光に変換して、変換されたその光をフォトマルチプライヤ５ｂが光電変換して電気信号に出力することで、γ線検出器５がγ線を検出する。その電気信号を画像情報（画素）として吸収補正データ導出部１３に送り込む。

（ステップＳ２）エミッションデータ収集
ステップＳ１でトランスミッションデータ収集が行われた同じ部位に対して、エミッション用のγ線検出器３がエミッションデータを収集する。具体的には、放射性薬剤が投与された被検体Ｍから発生したγ線をシンチレータブロックが光に変換して、変換されたその光をフォトマルチプライヤが光電変換して電気信号に出力することで、γ線検出器３がγ線を検出する。その電気信号を画像情報（画素）として同時計数回路１０に送り込んで、偶発同時計数および散乱同時計数も含めて、被検体Ｍを挟んで互いに対向位置にある２つのシンチレータブロックでγ線が同時に入射したときのみ、送り込まれた画像情報を適正なデータと同時計数回路１０は判定する。これらの画像情報を投影データ導出部１１に送り込む。また、この画像情報の一秒毎の総数を計数率情報(単位時間当たりの画像情報数)として導出し、物理量演算部１６のＮＥＣ演算部１６ｂに送り込む。

（ステップＳ１２）トランスミッションサイノグラム演算
ステップＳ２と並行して、ステップＳ１で送り込まれた画像情報に基づいて吸収補正データ導出部１３は吸収補正データを求める。具体的には、図５に示すように、縦軸をγ線の照射方向θとし、横軸を被検体Ｍの体軸Ｚに直交する面方向としたサイノグラムを作成する。導出された吸収補正データ（ここではサイノグラム）を吸収補正データ処理部１４に送り込む。被検体Ｍに相当する部分を、図５ではＣ_Ｍで図示するとともに、ガントリ２に相当する部分を、図５ではＣ_Ｇで図示する。

（ステップＳ１３）トランスミッション再構成
ステップＳ１２で送り込まれた吸収補正データ（ここではサイノグラム）に対して吸収補正データ処理部１４で再構成を行う。このように処理されたサイノグラムや再構成された吸収補正データのようなトランスミッションデータのうち、吸収補正データ導出部１３で求められたサイノグラムを物理量演算部１６の割合演算部１６ａに送り込むとともに、吸収補正データ処理部１４で再構成された吸収補正データをＰＥＴ用再構成部１２および物理量演算部１６の断面積演算部１６ｃに送り込む。

（ステップＳ３）ＮＥＣ演算
ステップＳ２で送り込まれた画像情報を投影データ導出部１１は投影データとして求める。その投影データとステップＳ１３で吸収補正データ処理部１４で導出された吸収補正データをＰＥＴ用再構成部１２に送り込んで、ＰＥＴ用再構成部１２は、被検体Ｍの体内でのγ線の吸収を考慮した断層画像を求める。その吸収補正された断層画像に基づいて核医学診断を行う。一方で、ステップＳ２で送り込まれた画像情報に基づいて、同時計数回路１０で同時計数された真の同時計数（Ｔ）、偶発同時計数（Ｒ）および散乱同時計数（Ｓ）を用いてＮＥＣ演算部１６ｂは雑音等価計数ＮＥＣを演算する。上記（１）式あるいは（２）式を用いて雑音等価計数ＮＥＣを演算してもよいが、本実施例１では、下記（３）式を用いて雑音等価計数ＮＥＣを演算する。

ＮＥＣ＝（Ｔ＋Ｓ）^２／（Ｔ＋Ｓ＋２×ｆ×Ｒ） …（３）
実際の同時計数回路１０では、全同時計数（Ｔ＋Ｓ＋Ｒ）と遅延同時計数（Ｒ）が導出されるので、真の同時計数（Ｔ）および散乱同時計数（Ｓ）を区別するのが困難である。そこで、（全同時計数）−（遅延同時計数）＝（Ｔ＋Ｓ）として上記（３）式に代入する。偶発同時計数（Ｒ）には、遅延同時計数をそのまま代入する。遅延同時計数は図６に示すように、同時計数回路１０に遅延回路１０´を組み合わせることで、本来であればタイムウィンドウ内に収まらないγ線が遅延回路１０´によって時間遅れが発生して、入力されたγ線の時間差が遅延回路１０´によってタイムウィンドウ内に収まって同時計数回路１０で同時計数された成分として求める。遅延回路１０´によって同時計数回路１０で同時計数されたγ線は、遅延回路１０´がなければタイムウィンドウ内に収まらないノイズであるので、偶発同時計数（Ｒ）として区別することができる。

また、上記（３）式中のｆは、上述したようにガントリ２に被検体Ｍが占める割合ｆであるので、ステップＳ１２で吸収補正データ導出部１３で求められたサイノグラムに基づいて、求めることが可能である。図５のＣ_Ｇの面積とＣ_Ｍの面積とで割合ｆを求めることが可能である。なお、ステップＳ１３で吸収補正データ処理部１４で再構成された吸収補正データから割合ｆを求めてもよい。このように求められた割合ｆをＮＥＣ演算部１６ｂに送り込んで、上記（３）式に代入するとともに、同時計数回路１０で同時計数された真の同時計数（Ｔ）、偶発同時計数（Ｒ）および散乱同時計数（Ｓ）を上記（３）式に代入することで、雑音等価計数ＮＥＣを演算する。演算された雑音等価計数ＮＥＣをＣ−ＮＥＣ演算部１６ｄに送り込む。このステップＳ３は、この発明における第２物理量演算工程に相当する。

なお、雑音等価計数ＮＥＣは、見かけ上、偶発同時計数（Ｒ）や散乱同時計数（Ｓ）がない場合に得られる画像の雑音と同じになるような真の同時計数（Ｔ）を示す。また、雑音等価計数ＮＥＣは、上記（１）式や（２）式や（３）式に限定されない。また、計数されるカウント値（計数値）は放射線量に依存し、被検体Ｍの大きさが加味されたものでない。そこで、後述するステップＳ４のように単位面積当たりの雑音等価計数Ｃ−ＮＥＣを演算する。

（ステップＳ１４）断面積演算
ステップＳ１３で吸収補正データ処理部１４で再構成された吸収補正データに基づいて、断面積演算部１６ｃは被検体Ｍの断面積を演算する。再構成された吸収補正データ（吸収係数マップ）から、図７に示すように、被検体Ｍの体軸Ｚに直交する面を断面とした被検体Ｍの断面積Ｓを演算する。演算された断面積ＳをＣ−ＮＥＣ演算部１６ｄに送り込む。なお、断面積Ｓを演算する場合には、図８に示すように軟組織を考慮してもよい。例えば、肺の場合には軟組織以外が気体（例えば空気）であって、γ線の吸収度が小さいので、肺の軟組織の断面積Ｓ´のみを考慮してもよい。また、吸収度に応じて断面積Ｓに対して重み付けを行って、吸収度の小さい部位での重み付けを小さくして、その部位の断面積に小さくした重み付けを乗算して、吸収度の大きい部位での重み付けを大きくして、その部位の断面積に大きくした重み付けを乗算してもよい。このステップＳ１４は、この発明における第１物理量演算工程に相当する。

（ステップＳ４）Ｃ−ＮＥＣ演算
ステップＳ３でＮＥＣ演算部１６ｂで演算された雑音等価計数ＮＥＣから、下記（４）式のように、ステップＳ１４で断面積演算部１６ｃで演算された断面積Ｓを除算して、Ｃ−ＮＥＣ演算部１６ｄは単位面積当たりの雑音等価計数Ｃ−ＮＥＣを演算する。

Ｃ−ＮＥＣ＝ＮＥＣ／Cross Section
＝｛（Ｔ＋Ｓ）^２／（Ｔ＋Ｓ＋２×ｆ×Ｒ）｝／Cross Section …（４）
ただし、上記（４）式中の「Cross Section」は、断面積Ｓの値である。このステップＳ４は、この発明における第３物理量演算工程に相当する。

（ステップＳ５）撮影条件設定
ステップＳ４でＣ−ＮＥＣ演算部１６ｄで演算された単位面積当たりの雑音等価計数Ｃ−ＮＥＣを、コントローラ７を介して撮影条件設定部１７に送り込む（図３を参照）。送り込まれた単位面積当たりの雑音等価計数Ｃ−ＮＥＣに基づいて、撮影条件設定部１７は撮影条件を設定する。本実施例１では、撮影条件設定部１７は、天板駆動部６を制御して（図１を参照）、天板１の移動速度あるいは天板１の停止時間を制御する。したがって、本実施例１では、天板１の移動速度や停止時間が、この発明における撮影条件に相当する。また、撮影条件設定部１７は、この発明における撮影条件設定手段に相当する。

上述した(1)の連続全身収集の場合においても、(2)のスタティック収集の場合においても、画質に影響の出ない単位面積あたりの雑音等価計数Ｃ−ＮＥＣをしきい値として予め設定する。連続全身収集の場合には、設定されたしきい値よりも、ステップＳ５で演算された単位面積あたりの雑音等価計数Ｃ−ＮＥＣが高い場合には、天板１の移動速度を速めて収集時間が短くなるように設定し、設定されたしきい値よりも、ステップＳ５で演算された単位面積あたりの雑音等価計数Ｃ−ＮＥＣが低い場合には、天板１の移動速度を遅くして収集時間が長くなるように設定する。スタティック収集の場合には、図９に示すように、天板１の停止時間（すなわちスタティック収集の場合には撮影時間（収集時間））が長くなれば、計数されたγ線（ここでは画像情報）が時間とともに蓄積されて増加して、それに伴って単位面積あたりの雑音等価計数Ｃ−ＮＥＣも増加する。この時間とともに増加した単位面積あたりの雑音等価計数Ｃ−ＮＥＣが、設定されたしきい値よりも高くなったときに撮影を終了する。このステップＳ５は、この発明における撮影条件設定工程に相当する。

（ステップＳ６）撮影終了？
連続全身収集の場合には、走査範囲に達したか否かを判断して、走査範囲に達していなければ撮影が終了していないとして、ステップＳ１に戻って、ステップＳ１〜Ｓ６を繰り返し行う。走査範囲に達していれば撮影が終了したとして、一連の処理を終了する（図４のフローチャートは連続全身収集のとき）。スタティック収集の場合には、単位面積当たりの雑音等価計数Ｃ−ＮＥＣに基づくステップＳ５で設定された天板１の停止時間（撮影時間）に達したか否かを判断して、時間に達するまでステップＳ６で待機してループする。時間に達していれば撮影が終了したとして、一連の処理を終了する。

上述の構成を備えた本実施例１に係るＰＥＴ装置によれば、ＰＥＴ装置は、断面積演算部１６ｃとＮＥＣ演算部１６ｂとＣ−ＮＥＣ演算部１６ｄとを備えている。断面積演算部１６ｃは、被検体Ｍの大きさに関する物理量として被検体Ｍの断面積を演算するとともに、ＮＥＣ演算部１６ｂは、計数された放射線に基づく雑音等価計数あるいは計数された放射線に基づく画像ノイズのうち雑音等価計数ＮＥＣを演算する。断面積演算部１６ｃで演算された被検体Ｍの断面積およびＮＥＣ演算部１６ｂで演算された雑音等価計数ＮＥＣに基づいて、Ｃ−ＮＥＣ演算部１６ｄは、被検体Ｍの大きさ当たりの雑音等価計数あるいは画像ノイズのうち単位面積当たりの雑音等価計数Ｃ−ＮＥＣを演算する。このように、単位面積当たりの雑音等価計数Ｃ−ＮＥＣを演算することで、画像を評価する際において、被検体Ｍの断面積に依存しない指標を求めることができる。

本実施例１では、ＰＥＴ装置は、放射性薬剤と同種のγ線を外部から被検体Ｍに向けて照射する点線源４を備え、点線源４から照射されて被検体を透過したγ線に基づいて、断面積演算部１６ｃは被検体Ｍの大きさに関する物理量（本実施例１では断面積）を演算している。外部線源である点線源４から照射されて被検体を透過したγ線に基づいて取得されたデータ（本実施例１ではトランスミッションデータ）は、被検体Ｍの形態情報を有する。したがって、そのγ線に基づいて、断面積演算部１６ｃは、被検体Ｍの大きさに関する物理量（本実施例１では断面積）を簡易に演算することができる。

また、本実施例１では、この発明における第１物理量演算手段（本実施例１では断面積演算部１６ｃ）で演算される被検体Ｍの大きさに関する物理量として、被検体Ｍの断面積を例に採って説明している。断面積は被検体Ｍの大きさに関して有効な指標である。

また、本実施例１では、放射性薬剤が投与された被検体から発生したγ線を計数する同時計数回路１０を備えている。この発明における第２物理量演算手段（本実施例１ではＮＥＣ演算部１６ｂ）で演算される雑音等価計数あるいは画像ノイズのうち雑音等価計数のみ言及すると、同時計数回路１０で計数されたγ線に基づく雑音等価計数ＮＥＣであって、この発明における第３物理量演算手段（本実施例１ではＣ−ＮＥＣ演算部１６ｄ）は、被検体Ｍの大きさ当たり（本実施例１では単位面積当たり）の雑音等価計数Ｃ−ＮＥＣを演算している。雑音等価計数ＮＥＣは、「背景技術」の段落でも述べたように、画質を簡便に評価できる指標として有用である。この雑音等価計数ＮＥＣに対して、被検体Ｍの大きさに関する物理量（本実施例１では断面積）を考慮するために、被検体Ｍの大きさ当たり（本実施例１では単位面積当たり）の雑音等価計数Ｃ−ＮＥＣを演算して求めることで、被検体Ｍの大きさに関する物理量（断面積）に依存しない雑音等価計数Ｃ−ＮＥＣを求めることができる。

また、本実施例１では、Ｃ−ＮＥＣ演算部１６ｄで演算された単位面積当たりの雑音等価計数Ｃ−ＮＥＣに基づいて、撮影条件を設定する撮影条件設定部１７を備えている。Ｃ−ＮＥＣ演算部１６ｄで演算された単位面積当たりの雑音等価計数Ｃ−ＮＥＣが、被検体Ｍの断面積に依存せずに、かつ次の撮影条件を検討する指標となるので、次の撮影時にどの程度の画質が確保されるどうかを見極めることが可能になる。

また、本実施例１では、特に連続全身収集のときには、ステップＳ５で設定された撮影条件で撮影を行った後に、その撮影で取得された撮影データに基づいて、ステップＳ３、Ｓ１４、Ｓ４を含めてステップＳ１〜Ｓ６を繰り返し行っている。このように繰り返すことで、繰り返しに係る撮影時でもどの程度の画質が確保されるどうかを見極めることが可能になる。また、連続全身収集のときに、この繰り返しを一連の撮影中に行うことで、撮影中にどの程度の画質が確保されるどうかを見極めることが可能になる。なお、スタティック収集のときでも、ステップＳ１〜Ｓ６を繰り返し行ってもよい。スタティック収集のときでも繰り返し行うことで、最新の天板の停止時間（撮影時間）に更新することができ、撮影中にどの程度の画質が確保されるどうかをより一層正確に見極めることができる。

次に、図面を参照してこの発明の実施例２を説明する。
図１０は、実施例２に係るＰＥＴ装置とＸ線ＣＴ装置とを備えたＰＥＴ−ＣＴの撮影システムの側面図およびブロック図である。Ｘ線ＣＴ装置は、この発明における撮影装置に相当する。

上述した実施例１では、ＰＥＴ装置が点線源４を備え、点線源４が放射性薬剤と同じγ線を照射して被検体Ｍを透過して、γ線検出器５がそのγ線を検出することで、その放射線に基づいて形態情報として吸収補正データを求めたが、本実施例２では、ＣＴ用の投影データを吸収補正データとして用いている。吸収補正データは、この発明におけるＣＴ画像に相当する。

Ｘ線ＣＴ装置は、開口部３１ａを有したガントリ３１とＸ線管３２とＸ線検出器３３とを備えている。Ｘ線管３２およびＸ線検出器３３は、被検体Ｍを挟んで互いに対向配置されており、ガントリ３１内に埋設されている。Ｘ線検出器３３を構成する多数個の検出素子は被検体Ｍの体軸Ｚ周りに扇状に並ぶ。

その他にもＸ線ＣＴ装置は、ガントリ駆動部３４と高電圧発生部３５とコリメータ駆動部３６とＣＴ用再構成部３７とを備えて構成されている。ＣＴ用再構成部３７は、例えば上述したメモリ部１８などに代表される記憶媒体のＲＯＭに記憶されたプログラムあるいは入力部８で入力された命令をコントローラ７が実行することで実現される。なお、後述するＣＴ用の投影データやＣＴ用再構成部３７で処理されたＣＴ用の断層画像も、上述した実施例１と同様にメモリ部１８のＲＡＭに書き込んで記憶し、必要に応じてＲＡＭから読み出す。これらのＣＴ用の投影データやＣＴ用の断層画像も、この発明におけるＣＴ画像に相当する。

ガントリ駆動部３４は、互いに対向関係を維持させたままＸ線管３２とＸ線管検出器３３とをガントリ３１内で被検体Ｍの体軸Ｚ周りに回転させるように駆動する機構であって、図示を省略するモータなどで構成されている。

高電圧発生部３５は、Ｘ線管３２の管電圧や管電流を発生させる。コリメータ駆動部３６は、Ｘ線の照視野を設定し、Ｘ線管３２に近接されたコリメータ（図示省略）について水平方向の移動を行うように駆動する機構であって、図示を省略するモータなどで構成されている。

間接変換型のＸ線検出器３３の場合には、Ｘ線管３２から照射されて被検体Ｍを透過したＸ線を、Ｘ線検出器３３内のシンチレータ（図示省略）が光に変換するとともに、変換された光を光感応膜（図示省略）が光電変換して電気信号に出力する。直接変換型のＸ線検出器３３の場合には、Ｘ線を放射線感応膜（図示省略）が電気信号に直接的に変換して出力する。その電気信号を画像情報（画素）として、ＣＴ用再構成部３７に送り込む。ＣＴ用再構成部３７に送り込まれる画像情報はＣＴ用の投影データとして伝送される。

ＣＴ用の投影データは、実施例１で述べた吸収補正データと同じように形態情報を有しており、本実施例２では、ＣＴ用の投影データを吸収補正データとして用いるために吸収補正データ導出部１３に送りこむとともに、ＣＴ用再構成部３７にも送り込む。ＣＴ用再構成部３７に送り込まれた画像情報（ＣＴ用の投影データ）を再構成して、ＣＴ用の断層画像を求める。このＣＴ用の断層画像を、コントローラ７を介して出力部９に送り込む。吸収補正データ導出部１３を含むＰＥＴ装置の後段の処理部（吸収補正データ処理部１４や物理量演算部１６）の各機能については、実施例１と同様なので、その説明を省略する。なお、ＰＥＴ用再構成部１２で再構成され吸収補正されたＰＥＴ用の断層画像と、ＣＴ用再構成部３７で再構成されたＣＴ用の断層画像とを出力部９で重ね合わせて重畳出力してもよい。

このように、本実施例２では、Ｘ線ＣＴ装置のＸ線検出器３３で検出されて得られたＣＴ用の投影データをＣＴ用再構成部３７に送り込むとともに、吸収補正データ導出部１３に送り込み、ＣＴ用の投影データを吸収補正データとして用いている。

上述の構成を備えた本実施例２に係るＰＥＴ−ＣＴの撮影システムによれば、実施例１と同様に、被検体Ｍの大きさに関する物理量として被検体Ｍの断面積を演算するとともに、雑音等価計数あるいは画像ノイズのうち雑音等価計数ＮＥＣを演算する。被検体Ｍの断面積および雑音等価計数ＮＥＣに基づいて、被検体Ｍの大きさ当たりの雑音等価計数あるいは画像ノイズのうち単位面積当たりの雑音等価計数Ｃ−ＮＥＣを演算する。このように、単位面積当たりの雑音等価計数Ｃ−ＮＥＣを演算することで、画像を評価する際において、被検体Ｍの断面積に依存しない指標を求めることができる。

本実施例２では、この発明における撮影装置（本実施例２ではＸ線ＣＴ装置）で取得された被検体Ｍの形態情報（本実施例２では吸収補正データとして用いられたＣＴ用の投影データ）に基づいて、この発明における第１物理量演算手段（本実施例２では断面積演算部１６ｃ）は、被検体Ｍの大きさに関する物理量（本実施例２では被検体Ｍの断面積）を演算している。撮影装置（本実施例２ではＸ線ＣＴ装置）で取得されたデータが被検体Ｍの形態情報であるので、その形態情報に基づいて、第１物理量演算手段（本実施例２では断面積演算部１６ｃ）は、被検体の大きさに関する物理量（本実施例２では断面積）を簡易に演算することができる。

なお、本実施例２では、この発明における撮影装置がＸ線ＣＴ装置であって、被検体Ｍの形態情報（本実施例２ではＣＴ画像、すなわち吸収補正データとして用いられたＣＴ用の投影データ）に基づいて、この発明における第１物理量演算手段（本実施例２では断面積演算部１６ｃ）が被検体Ｍの大きさに関する物理量（本実施例２では断面積）を演算する場合には、以下のように演算する。すなわち、Ｘ線ＣＴ装置がＣＴ画像を取得することで、ＣＴ画像は形態情報を有した画像となって、そのＣＴ画像に基づいて、この発明における第１物理量演算手段（本実施例２では断面積演算部１６ｃ）が被検体Ｍの大きさに関する物理量（本実施例２では断面積）を演算する。

なお、本実施例２では、ＰＥＴ装置とＸ線ＣＴ装置とを１つの撮影システムに統合したが、Ｘ線ＣＴ装置をＰＥＴ装置の外部装置として構成し、Ｘ線ＣＴ装置から取得された被検体Ｍの形態情報（本実施例２では吸収補正データとして用いられたＣＴ用の投影データ）をＰＥＴ装置に転送するようにしてもよい。この場合には、Ｘ線ＣＴ装置は、ＰＥＴ装置から見れば外部装置となる。したがって、Ｘ線ＣＴ装置は、この発明における外部装置に相当する。

この発明は、上記実施形態に限られることはなく、下記のように変形実施することができる。

（１）上述した各実施例では、ＰＥＴ装置を例に採って説明したが、この発明は、放射性薬剤が投与された被検体から発生した放射線を同時計数して断層画像を得る断層撮影装置であれば、ＰＥＴ装置に限定されずに適用することができる。

（２）上述した各実施例では、トランスミッション用のγ線検出器５が静止したままでγ線を検出する静止型であったが、γ線検出器５が被検体Ｍの周りを回転しながらγ線を検出する回転型でもよい。

（３）上述した実施例２では、この発明における撮影装置がＸ線ＣＴ装置であって、被検体Ｍの形態情報（実施例２ではＣＴ画像、すなわち吸収補正データとして用いられたＣＴ用の投影データ）に基づいて、この発明における第１物理量演算手段（実施例２では断面積演算部１６ｃ）が被検体Ｍの大きさに関する物理量（実施例２では断面積）を演算したが、撮影装置は実施例２のようなＸ線ＣＴ装置に限定されず、形態情報もＣＴ画像に限定されない。被検体に対して所定の撮影を施して所定の画像を得る装置であって、その装置によって取得されたデータが形態情報を有するのであれば、適用することができる。例えば核磁気共鳴装置 (MRI: Magnetic Resonance Imaging)によって得られた画像は形態情報を有するので、ＭＲＩによって得られた形態情報に基づいて、第１物理量演算手段（実施例２では断面積演算部１６ｃ）は、被検体の大きさに関する物理量（実施例２では断面積）を演算してもよい。

（４）上述した各実施例では、第１物理量演算手段（各実施例では断面積演算部１６ｃ）が被検体Ｍの大きさに関する物理量（各実施例では断面積）を演算する基となるデータは、被検体Ｍの形態情報（実施例１ではトランスミッションデータ、実施例２ではＣＴ画像、すなわち吸収補正データとして用いられたＣＴ用の投影データ）であったが、かかるデータは各実施例のような被検体Ｍの形態情報に限定されない。被検体Ｍの機能情報（例えばエミッションデータ）であっても、放射性薬剤によって拡がった被検体の放射能の分布によって被検体の輪郭がわかる場合があるので、被検体の大きさに関する物理量を演算するのが可能である。

（５）上述した各実施例では、この発明における第１物理量演算手段（各実施例では断面積演算部１６ｃ）で演算される被検体Ｍの大きさに関する物理量として、被検体Ｍの断面積を例に採って説明したが、かかる物理量は各実施例のような断面積に限定されない。被検体の吸収率であってもよい。被検体の吸収率は、被検体のない状態で外部線源から照射された放射線を計数するとともに、被検体のある状態で外部線源（実施例１では点線源４）から照射されて被検体を透過した放射線を計数して、それらの計数比をとることで得られる。この被検体の吸収率も、被検体の大きさに関して有効な指標である。

（６）上述した各実施例では、この発明における第２物理量演算手段（各実施例ではＮＥＣ演算部１６ｂ）で演算される雑音等価計数あるいは画像ノイズのうち、雑音等価計数ＮＥＣを例に採って説明するとともに、この発明における第３物理量演算手段（各実施例ではＣ−ＮＥＣ演算部１６ｄ）で演算される被検体Ｍの大きさ当たりの雑音等価計数あるいは画像ノイズのうち、単位面積当たりの雑音等価計数Ｃ−ＮＥＣを例に採って説明したが、かかる物理量は各実施例のような雑音等価計数に限定されない。例えば、真の同時計数（Ｔ）、偶発同時計数（Ｒ）および散乱同時計数（Ｓ）を含んだ全体の同時計数に対する偶発同時計数（Ｒ）の比（Ｒ／（Ｔ＋Ｓ＋Ｒ））は画像ノイズを評価する指標となりうるので、Ｒ／（Ｔ＋Ｓ＋Ｒ）を、画像を評価する指標として、被検体の大きさ当たりのＲ／（Ｔ＋Ｓ＋Ｒ）を求めてもよい。

（７）上述した各実施例では、撮影条件として天板１の移動速度や停止時間を例に採って説明したが、撮影条件はこれに限定されない。心筋の伸縮に同期して撮影を行う場合について、図１１を参照して説明する。図１１に示すように、心筋の周期をＴとするとともに、その周期Ｔを時分割する分割数をゲート数とし、そのゲート数をＮとし、各々の周期に対応したフレーム数をＦとする。したがって、撮影時間（収集時間）は、単位ゲート当たりの時間×ゲート数Ｎ×フレーム数Ｆとなる。実施例１の単位面積当たりの雑音等価計数Ｃ−ＮＥＣを例に採って説明すると、単位面積あたりの雑音等価計数Ｃ−ＮＥＣが高い場合には、全体の収集時間が短くなるようにフレーム数を減らす、あるいは単位ゲート当たりの時間が短くなるようにゲート数を増やして、単位面積あたりの雑音等価計数Ｃ−ＮＥＣが低い場合には、全体の収集時間が長くなるようにフレーム数を増やす、あるいは単位ゲート当たりの時間が長くなるようにゲート数を減らす。この場合、収集時間やゲート数やフレーム数などが、この発明における撮影条件に相当する。

（８）上述した各実施例では、この発明における第３物理量演算手段（各実施例ではＣ−ＮＥＣ演算部１６ｄ）で演算される被検体Ｍの大きさ当たりの雑音等価計数あるいは画像ノイズ（各実施例では単位面積当たりの雑音等価計数Ｃ−ＮＥＣ）に基づいて、撮影条件を設定する撮影条件設定手段（各実施例では撮影条件設定部１７）を備えて、撮影条件を自動的に設定したが、必ずしも撮影条件設定手段を備える必要がない。例えば、雑音等価計数Ｃ−ＮＥＣなどに代表される画像を評価する指標をモニタなどに代表される出力部にグラフィカルに出力表示して、表示された指標に基づいて操作者（オペレータ）が撮影条件を手動で設定してもよい。

実施例１に係るＰＥＴ(Positron Emission Tomography)装置の側面図およびブロック図である。 ＰＥＴ装置内のγ線検出器の配置図である。 物理量演算部およびその周辺部のブロック図である。 一連の撮影データ取得のフローチャートである。 トランスミッションデータのサイノグラムの模式図である。 同時計数回路に遅延回路を組み合わせた回路（遅延同時計数回路）のブロック図である。 断面積の模式図である。 軟組織を考慮した場合の断面積の模式図である。 スタティック収集のときの撮影時間と単位面積当たりの雑音等価計数との関係を模式的に表した説明図である。 実施例２に係るＰＥＴ装置とＸ線ＣＴ装置とを備えたＰＥＴ−ＣＴの撮影システムの側面図およびブロック図である。 心筋の伸縮に同期して撮影を行う説明に供するタイミングチャートである。 （ａ）は偶発同時計数の様子を模式的に示した概略図であり、（ｂ）は散乱同時計数の様子を模式的に示した概略図である。

４ … 点線源
１０ … 同時計数回路
１６ｂ … ＮＥＣ演算部
１６ｃ … 断面積演算部
１６ｄ … Ｃ−ＮＥＣ演算部
１７ … 撮影条件設定部
Ｓ … 断面積
Ｍ … 被検体

Claims (15)

1. 放射性薬剤が投与された被検体から発生した放射線を同時計数して断層画像を得る断層撮影装置であって、被検体の大きさに関する物理量を演算する第１物理量演算手段と、計数された放射線に基づく雑音等価計数あるいは計数された放射線に基づく画像ノイズを演算する第２物理量演算手段と、前記第１物理量演算手段で演算された物理量で、前記第２物理量演算手段で演算された雑音等価計数あるいは画像ノイズを除算して、被検体の大きさ当たりの雑音等価計数あるいは画像ノイズを演算する第３物理量演算手段とを備えることを特徴とする断層撮影装置。
2. 請求項１に記載の断層撮影装置において、前記放射性薬剤と同種の放射線を外部から被検体に向けて照射する外部線源を備え、外部線源から照射されて被検体を透過した放射線に基づいて、前記第１物理量演算手段は、被検体の大きさに関する物理量を演算することを特徴とする断層撮影装置。
3. 請求項１に記載の断層撮影装置において、外部装置で取得された被検体の形態情報に基づいて、前記第１物理量演算手段は、被検体の大きさに関する物理量を演算することを特徴とする断層撮影装置。
4. 請求項３に記載の断層撮影装置において、前記形態情報は、前記外部装置であるＸ線ＣＴ装置で取得されたＣＴ画像であって、ＣＴ画像に基づいて、前記第１物理量演算手段は、被検体の大きさに関する物理量を演算することを特徴とする断層撮影装置。
5. 請求項１から請求項４のいずれかに記載の断層撮影装置において、前記第１物理量演算手段で演算される被検体の大きさに関する物理量は、被検体の断面積であることを特徴とする断層撮影装置。
6. 請求項１から請求項５のいずれかに記載の断層撮影装置において、前記第３物理量演算手段で演算された被検体の大きさ当たりの雑音等価計数あるいは画像ノイズに基づいて、撮影条件を設定する撮影条件設定手段を備えることを特徴とする断層撮影装置。
7. 放射性薬剤が投与された被検体から発生した放射線を同時計数して断層画像を得る断層撮影装置と、前記被検体に対して所定の撮影を施して所定の画像を得る撮影装置とを備えた撮影システムであって、被検体の大きさに関する物理量を演算する第１物理量演算手段と、計数された放射線に基づく雑音等価計数あるいは計数された放射線に基づく画像ノイズを演算する第２物理量演算手段と、前記第１物理量演算手段で演算された物理量で、前記第２物理量演算手段で演算された雑音等価計数あるいは画像ノイズを除算して、被検体の大きさ当たりの雑音等価計数あるいは画像ノイズを演算する第３物理量演算手段とを備えることを特徴とする撮影システム。
8. 請求項７に記載の撮影システムにおいて、前記断層撮影装置は、前記放射性薬剤と同種の放射線を外部から被検体に向けて照射する外部線源を備え、外部線源から照射されて被検体を透過した放射線に基づいて、前記第１物理量演算手段は、被検体の大きさに関する物理量を演算することを特徴とする撮影システム。
9. 請求項７に記載の撮影システムにおいて、前記撮影装置は被検体の形態情報を取得し、その形態情報に基づいて、前記第１物理量演算手段は、被検体の大きさに関する物理量を演算することを特徴とする撮影システム。
10. 請求項９に記載の撮影システムにおいて、前記撮影装置はＸ線ＣＴ装置であるとともに、前記形態情報は、Ｘ線ＣＴ装置で取得されたＣＴ画像であって、ＣＴ画像に基づいて、前記第１物理量演算手段は、被検体の大きさに関する物理量を演算することを特徴とする撮影システム。
11. 請求項７から請求項１０のいずれかに記載の撮影システムにおいて、前記第１物理量演算手段で演算される被検体の大きさに関する物理量は、被検体の断面積であることを特徴とする撮影システム。
12. 請求項７から請求項１１のいずれかに記載の撮影システムにおいて、前記断層撮影装置は、前記第３物理量演算手段で演算された被検体の大きさ当たりの雑音等価計数あるいは画像ノイズに基づいて、撮影条件を設定する撮影条件設定手段を備えることを特徴とする撮影システム。
13. 放射性薬剤が投与された被検体から発生した放射線を同時計数して撮影データを取得する撮影データ取得方法であって、被検体の大きさに関する物理量を中央演算処理装置によって演算する第１物理量演算工程と、計数された放射線に基づく雑音等価計数あるいは計数された放射線に基づく画像ノイズを中央演算処理装置によって演算する第２物理量演算工程と、前記第１物理量演算工程で演算された物理量で、前記第２物理量演算工程で演算された雑音等価計数あるいは画像ノイズを除算して、被検体の大きさ当たりの雑音等価計数あるいは画像ノイズを中央演算処理装置によって演算する第３物理量演算工程とを備えることを特徴とする撮影データ取得方法。
14. 請求項１３に記載の撮影データ取得方法において、前記第３物理量演算工程で演算された被検体の大きさ当たりの雑音等価計数あるいは画像ノイズに基づいて、撮影条件を設定する撮影条件設定工程を備えることを特徴とする撮影データ取得方法。
15. 請求項１４に記載の撮影データ取得方法において、前記撮影条件設定工程で設定された撮影条件で撮影を行った後に、その撮影で取得された撮影データに基づいて、前記第１物理量演算工程、第２物理量演算工程および第３物理量演算工程を繰り返し行うことを特徴とする撮影データ取得方法。

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