WO2009118843A1 - 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

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 Download PDF

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WO2009118843A1
WO2009118843A1 PCT/JP2008/055736 JP2008055736W WO2009118843A1 WO 2009118843 A1 WO2009118843 A1 WO 2009118843A1 JP 2008055736 W JP2008055736 W JP 2008055736W WO 2009118843 A1 WO2009118843 A1 WO 2009118843A1
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subject
size
image
imaging
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PCT/JP2008/055736
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Inventor
哲郎 水田
北村　圭司
祐一 稲岡
宗尊 高橋
道雄 千田
圭一 松本
敬二 清水
Original Assignee
株式会社島津製作所
財団法人先端医療振興財団
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    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/29—Measurement performed on radiation beams, e.g. position or section of the beam; Measurement of spatial distribution of radiation
    • G01T1/2914—Measurement of spatial distribution of radiation
    • G01T1/2985—In depth localisation, e.g. using positron emitters; Tomographic imaging (longitudinal and transverse section imaging; apparatus for radiation diagnosis sequentially in different planes, steroscopic radiation diagnosis)
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus for radiation diagnosis, e.g. combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/02—Devices for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/03—Computerised tomographs
    • A61B6/037—Emission tomography
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/1603—Measuring radiation intensity with a combination of at least two different types of detector
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
    • G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
    • G01T1/16—Measuring radiation intensity
    • G01T1/161—Applications in the field of nuclear medicine, e.g. in vivo counting
    • G01T1/1611—Applications in the field of nuclear medicine, e.g. in vivo counting using both transmission and emission sources sequentially

Definitions

  • the present invention relates to a tomographic apparatus that obtains a tomographic image by simultaneously counting radiation generated from a subject to which a radiopharmaceutical is administered, an imaging system including the same, and an imaging data acquisition method.
  • a PET (Positron Emission Tomography) device detects a plurality of ⁇ -rays generated by annihilation of positrons, that is, positrons, and only detects ⁇ -rays simultaneously with a plurality of detectors. Configured to reconfigure.
  • the process of drug accumulation in the target tissue is measured over time, whereby quantitative measurement of various biological functions is possible. Therefore, the tomographic image obtained by the PET apparatus has functional information.
  • 3D-PET that detects ⁇ rays three-dimensionally is used. It is used.
  • 3D-PET by arranging each detector in the vicinity of the subject at a large solid angle, the detection efficiency of ⁇ rays can be increased, and the system sensitivity can be dramatically improved.
  • each ⁇ -ray is input to the coincidence counting circuit, and it is determined whether or not the time difference between the input ⁇ -rays is within a predetermined time window.
  • FIG. 12A shows a schematic diagram schematically showing the state of the coincidence coincidence.
  • FIG. 12B is a schematic diagram schematically showing the state of the scattering coincidence counting.
  • the hatched portion in the detector in FIG. 12 indicates the coincidence detector.
  • this is called “true coincidence” (see, for example, Patent Documents 1 and 2).
  • the noise equivalent count NEC is expressed by the following equation (1).
  • the noise equivalent count NEC is expressed by the following equation (2).
  • f in the above equations (1) and (2) is the ratio of the subject to the gantry in which the ⁇ -ray detector is embedded. Specifically, it is the ratio of the subject to the opening diameter of the gantry (that is, the opening diameter of the ⁇ -ray detector).
  • JP 2000-28727 A page 3, FIG. 5
  • JP 7-113873 A pages 1-7, 9-11, FIGS.
  • the noise equivalent count NEC does not consider the size of the subject. For example, when comparing PET images of large and small subjects having the same noise equivalent count, a situation occurs in which the small subject has higher image quality (for example, the standard deviation of the uniform region is smaller). This is because the noise equivalent count NEC is distributed within the reconstruction area, and as the reconstruction area is wider (that is, the subject size is larger), the noise equivalent count per unit area is smaller and the reconstruction area is smaller ( This is due to the fact that the noise equivalent count per unit area increases as the region (subject size is smaller). That is, there is a problem that the technique such as Non-Patent Document 1 that predicts the image quality from the noise equivalent count NEC of the prior art does not hold between different object sizes. As described above, the physical quantity for evaluating the image typified by the noise equivalent count is not an index for evaluating the image quality if the physical quantities related to the size of the subject typified by the area are different from each other.
  • the noise equivalent count is calculated after the shooting from the total count information, it is only an index for examining the next shooting condition based on the calculated noise equivalent count. For this reason, it is necessary to determine how much image quality is ensured during shooting.
  • the present invention has been made in view of such circumstances, and a tomography apparatus capable of obtaining an index independent of a physical quantity related to the size of a subject when an image is evaluated, and an imaging provided with the tomography apparatus It is an object of the present invention to provide a system and a photographing data acquisition method.
  • the present invention has the following configuration. That is, the tomographic apparatus of the present invention is a tomographic apparatus that obtains a tomographic image by simultaneously counting radiation generated from a subject to which a radiopharmaceutical has been administered, and calculates a physical quantity relating to the size of the subject. Based on the physical quantity computing means, the second physical quantity computing means for computing the physical quantity for evaluating the image, the physical quantity computed by the first physical quantity computing means and the physical quantity computed by the second physical quantity computing means, And a third physical quantity calculating means for calculating a physical quantity for evaluating an image per size.
  • the tomographic apparatus includes the first physical quantity calculating means, the second physical quantity calculating means, and the third physical quantity calculating means.
  • the first physical quantity calculator calculates a physical quantity related to the size of the subject
  • the second physical quantity calculator calculates a physical quantity for evaluating the image.
  • the third physical quantity calculating means calculates a physical quantity for evaluating an image per size of the subject. In this way, by calculating the physical quantity for evaluating the image per size of the subject, an index independent of the physical quantity related to the size of the subject can be obtained when evaluating the image.
  • the imaging system of the present invention includes a tomographic apparatus that obtains a tomographic image by simultaneously counting radiation generated from a subject to which a radiopharmaceutical has been administered, and a predetermined image obtained by performing predetermined imaging on the subject.
  • a first physical quantity computing means for computing a physical quantity related to the size of a subject a second physical quantity computing means for computing a physical quantity for evaluating an image, and the first physical quantity.
  • a third physical quantity computing means for computing a physical quantity for evaluating an image per size of the subject based on the physical quantity computed by the computing means and the physical quantity computed by the second physical quantity computing means.
  • the imaging system includes a tomography apparatus and an imaging apparatus, and the tomography apparatus, like the invention related to the tomography apparatus, is a first physical quantity calculation unit and a second physical quantity calculation unit. And a third physical quantity calculation means.
  • the first physical quantity calculator calculates a physical quantity related to the size of the subject
  • the second physical quantity calculator calculates a physical quantity for evaluating the image.
  • the third physical quantity calculating means calculates a physical quantity for evaluating an image per size of the subject. In this way, by calculating the physical quantity for evaluating the image per size of the subject, an index independent of the physical quantity related to the size of the subject can be obtained when evaluating the image.
  • An example of these tomographic apparatuses described above and an imaging system including the tomographic apparatus includes an external radiation source that irradiates the subject with radiation of the same type as that of the radiopharmaceutical from the outside.
  • the first physical quantity calculation means calculates a physical quantity related to the size of the subject based on the radiation that has been irradiated and transmitted through the subject.
  • Data for example, transmission data
  • the first physical quantity calculator can easily calculate the physical quantity related to the size of the subject.
  • the first physical quantity calculation means calculates a physical quantity related to the size of the subject based on the form information of the subject. Since the data acquired by the external device is the morphological information of the subject, the first physical quantity calculation means can easily calculate the physical quantity related to the size of the subject based on the morphological information.
  • the data on which the first physical quantity calculation means calculates the physical quantity related to the size of the subject is not limited to the form information of the subject. Even if it is function information (for example, emission data) of the subject, the contour of the subject may be known by the distribution of the subject's radioactivity spread by the radiopharmaceutical, so the physical quantity related to the size of the subject is calculated. Is possible.
  • the above-described external device (external device in the invention related to the tomography apparatus, imaging device in the invention related to the imaging system) viewed from the tomography apparatus is an X-ray CT apparatus, and based on the form information of the subject,
  • the first physical quantity calculation means calculates a physical quantity related to the size of the subject, the calculation is performed as follows. That is, when the X-ray CT apparatus acquires a CT image, the CT image becomes an image having morphological information. Based on the CT image, the first physical quantity calculation means calculates a physical quantity related to the size of the subject. Calculate.
  • the external device viewed from the tomographic apparatus is not limited to the X-ray CT apparatus, and the form information is not limited to the CT image.
  • the present invention can be applied to an apparatus that obtains a predetermined image by performing predetermined imaging on a subject, and the data acquired by the apparatus has morphological information.
  • MRI nuclear magnetic resonance apparatus
  • the first physical quantity calculation means calculates a physical quantity related to the size of the subject. You may calculate.
  • an example of the physical quantity related to the size of the subject calculated by the first physical quantity calculating means is a cross-sectional area of the subject.
  • the cross-sectional area is an effective index for the size of the subject.
  • Another example of the physical quantity related to the size of the subject calculated by the first physical quantity calculating means is the volume of the subject. Volume is also an effective index for the size of the subject.
  • size of the subject includes an area (width) and a volume.
  • the physical quantity related to the size of the subject calculated by the first physical quantity calculating means is not limited to the cross-sectional area or volume of the subject. It may be the absorption rate of the subject.
  • the absorptivity of the subject counts the radiation emitted from the external radiation source in the absence of the subject, and counts the radiation emitted from the external radiation source in the presence of the subject and transmitted through the subject, It is obtained by taking their counting ratio.
  • the absorption rate of the subject is also an effective index regarding the size of the subject.
  • Still another example of these tomographic apparatuses described above and an imaging system including the same includes a counting unit that counts radiation generated from a subject to which a radiopharmaceutical is administered, and is calculated by a second physical quantity calculating unit.
  • the physical quantity for evaluating the image is a noise equivalent count based on the radiation counted by the counting means, and the third physical quantity computing means computes a noise equivalent count per size of the subject.
  • the noise equivalent count is useful as an index for easily evaluating the image quality.
  • noise equivalent count can be determined.
  • Means may be provided. Since the physical quantity for evaluating the image per subject size calculated by the third physical quantity calculating means does not depend on the physical quantity relating to the size of the subject and is an index for examining the next imaging condition, It is possible to determine how much image quality is ensured when shooting.
  • the imaging data acquisition method of the present invention is an imaging data acquisition method for acquiring imaging data by simultaneously counting radiation generated from a subject to which a radiopharmaceutical is administered, and calculating a physical quantity related to the size of the subject. Based on the first physical quantity computing step, the second physical quantity computing step for computing the physical quantity for evaluating the image, the physical quantity computed in the first physical quantity computing step, and the physical quantity computed in the second physical quantity computing step, And a third physical quantity calculating step for calculating a physical quantity for evaluating an image per size of the subject.
  • the physical quantity related to the size of the subject is calculated in the first physical quantity calculation step, and the physical quantity for evaluating the image is calculated in the second physical quantity calculation step.
  • the third physical quantity calculating step Based on the physical quantity calculated in the first physical quantity calculating step and the physical quantity calculated in the second physical quantity calculating step, in the third physical quantity calculating step, a physical quantity for evaluating the image per size of the subject is calculated. In this way, by calculating the physical quantity for evaluating the image per size of the subject, an index independent of the physical quantity related to the size of the subject can be obtained when evaluating the image.
  • the imaging data acquisition method described above may include an imaging condition setting step for setting imaging conditions based on a physical quantity that evaluates an image per subject size calculated in the third physical quantity calculation step.
  • the physical quantity for evaluating the image per subject size calculated in the third physical quantity calculating step is an index for examining the next imaging condition without depending on the physical quantity related to the size of the subject. It is possible to determine how much image quality is ensured when shooting.
  • the first physical quantity calculation is performed based on shooting data acquired by shooting after shooting under the shooting conditions set in the shooting condition setting step. It is preferable to repeat the process, the second physical quantity calculation process, and the third physical quantity calculation process. By repeating in this way, it is possible to determine how much image quality is ensured even during shooting related to repetition. More preferably, it is possible to determine how much image quality is ensured during photographing by performing this repetition during a series of photographing.
  • the imaging system including the tomography apparatus, and the imaging data acquisition method according to the present invention
  • the physical quantity related to the size of the subject is calculated and the physical quantity for evaluating the image is calculated.
  • the physical quantity for evaluating the image per size of the subject is calculated. In this way, by calculating the physical quantity for evaluating the image per size of the subject, an index independent of the physical quantity related to the size of the subject can be obtained when evaluating the image.
  • FIG. 1 is a side view and block diagram of a PET (Positron-Emission Tomography) apparatus according to Embodiment 1.
  • FIG. FIG. 3 is a layout diagram of ⁇ -ray detectors in a PET apparatus. It is a block diagram of a physical quantity calculation part and its peripheral part. It is a flowchart of a series of imaging data acquisition. It is a schematic diagram of a sinogram of transmission data. It is a block diagram of a circuit (delayed coincidence circuit) in which a delay circuit is combined with a coincidence circuit. It is a schematic diagram of a cross-sectional area. It is a schematic diagram of a cross-sectional area when considering soft tissue.
  • FIG. 9 is a side view and a block diagram of a PET-CT imaging system including a PET apparatus and an X-ray CT apparatus according to a second embodiment. It is a timing chart with which it uses for description which image
  • A) is the schematic which showed the mode of the coincidence coincidence typically
  • (b) is the schematic which showed the mode of the scattering coincidence typically.
  • FIG. 1 is a side view and a block diagram of a PET (Positron Emission Tomography) apparatus according to the first embodiment
  • FIG. 2 is a layout diagram of ⁇ -ray detectors in the PET apparatus.
  • the PET apparatus includes a top board 1 on which a subject M is placed as shown in FIG.
  • the top plate 1 is configured to move up and down and translate along the body axis Z of the subject M.
  • the subject M placed on the top 1 is scanned from the head to the abdomen and foot sequentially through the opening 2a of the gantry 2, which will be described later. Diagnostic data such as projection data and tomographic images are obtained.
  • the PET apparatus includes a gantry 2 having an opening 2a, a plurality of scintillator blocks (not shown) and a plurality of photomultipliers (not shown).
  • the ⁇ -ray detector 3 is provided. As shown in FIG. 2, the ⁇ -ray detector 3 is arranged in a ring shape so as to surround the body axis Z of the subject M, and is embedded in the gantry 2.
  • the photomultiplier is disposed outside the scintillator block.
  • the scintillator blocks for example, two scintillator blocks are arranged in a direction parallel to the body axis Z of the subject M, and many scintillator blocks are arranged around the body axis Z of the subject M. Can be mentioned.
  • the ⁇ -ray detector 3 collects emission data to be described later.
  • the ⁇ -ray detector 5 for absorption correction data includes a scintillator block 5a (see FIG. 2) and a photomultiplier 5b (see FIG. 2) in the same manner as the ⁇ -ray detector 3 for collecting emission data.
  • the dotted line source 4 is a radiation source that irradiates a radioactive drug to be administered to the subject M, that is, a radiation of the same kind as the radioisotope (RI) (in this embodiment, ⁇ rays), and is arranged outside the subject M. It is installed.
  • the dotted line source 4 is embedded in the gantry 2.
  • the dotted line source 4 rotates around the body axis Z of the subject M.
  • the point source 4 corresponds to the external source in the present invention.
  • the ⁇ -ray detector 5 has a plurality of scintillator blocks on the body axis Z of the subject M as shown in FIG. 5a and a photomultiplier 5b are provided. That is, a detector array composed of a large number of ⁇ -ray detectors 3 arranged in a ring shape is stacked in the body axis Z direction so as to be stacked in multiple stages. In the first embodiment, there are six rows.
  • the PET apparatus includes a top plate driving unit 6, a controller 7, an input unit 8, an output unit 9, a coincidence circuit 10, a projection data deriving unit 11, a PET reconstruction unit 12, and an absorption unit.
  • a correction data deriving unit 13, an absorption correction data processing unit 14, a physical quantity calculation unit 16, an imaging condition setting unit 17, and a memory unit 18 are provided.
  • the top plate driving unit 6 is a mechanism for driving the top plate 1 so as to perform the above-described movement, and is configured by a motor or the like not shown.
  • the controller 7 comprehensively controls each part constituting the PET apparatus according to the first embodiment.
  • the controller 7 includes a central processing unit (CPU).
  • the input unit 8 sends data and commands input by the operator to the controller 7.
  • the input unit 8 includes a pointing device represented by a mouse, a keyboard, a joystick, a trackball, a touch panel, and the like.
  • the output unit 9 includes a display unit represented by a monitor, a printer, and the like.
  • the memory unit 18 includes a storage medium represented by ROM (Read-only Memory), RAM (Random-Access Memory), and the like.
  • ROM Read-only Memory
  • RAM Random-Access Memory
  • the diagnostic data processed by the projection data deriving unit 11 and the PET reconstruction unit 12 the absorption correction data obtained by the absorption correction data deriving unit 13, and the absorption correction data processing unit 14 are processed.
  • the acquired absorption correction data, the tomographic image corrected by the PET reconstruction unit 12 based on the absorption correction data, and various physical quantities described later obtained by the physical quantity calculation means 16 are written in the RAM and stored.
  • the ROM stores in advance a program for performing various nuclear medicine diagnoses, and the controller 7 executes the program to perform nuclear medicine diagnosis according to the program.
  • the projection data deriving unit 11, the PET reconstruction unit 12, the absorption correction data deriving unit 13, the absorption correction data processing unit 14, the physical quantity calculation unit 16, and the imaging condition setting unit 17 are represented by the memory unit 18 described above, for example. This is realized by the controller 7 executing a program stored in a ROM of a storage medium or a command input by a pointing device represented by the input unit 8 or the like.
  • the ⁇ -rays generated from the subject M to which the radiopharmaceutical is administered are converted into light by the scintillator block of the ⁇ -ray detector 3, and the converted light is photoelectrically converted by the photomultiplier of the ⁇ -ray detector 3. Output to electrical signal.
  • the electric signal is sent to the coincidence counting circuit 10 as image information (pixel).
  • the coincidence circuit 10 corresponds to the counting means in the present invention.
  • the coincidence counting circuit 10 checks the position of the scintillator block and the incident timing of the ⁇ -ray, and only when the ⁇ -ray is simultaneously incident on two scintillator blocks that are opposed to each other with the subject M interposed therebetween, The information is determined as appropriate data.
  • the coincidence circuit 10 treats the image information sent at that time as noise instead of ⁇ rays generated by the disappearance of the positron, and rejects it. To do.
  • the projection data deriving unit 11 obtains the image information sent from the coincidence counting circuit 10 as projection data, and sends the projection data to the PET reconstruction unit 12.
  • the PET reconstruction unit 12 reconstructs the projection data to obtain a tomographic image.
  • the projection data obtained by the projection data deriving unit 11 and the tomographic image reconstructed by the PET reconstruction unit 12 are also referred to as “emission data”.
  • the point source 4 emits ⁇ rays toward the subject M while rotating around the body axis Z of the subject M, and the irradiated ⁇ rays are used as a scintillator block of the ⁇ ray detector 5 for absorption correction data.
  • the light 5a is converted into light, and the converted light is photoelectrically converted by the photomultiplier 5b of the ⁇ -ray detector 5 and output to an electrical signal.
  • the electric signal is sent to the absorption correction data deriving unit 13 as image information (pixel).
  • the absorption correction data is obtained based on the image information sent to the absorption correction data deriving unit 13.
  • the absorption correction data deriving unit 13 uses the calculation representing the relationship between the absorption coefficient of ⁇ -rays or X-rays and the energy, so that the projection data for CT, that is, the distribution data of the X-ray absorption coefficient is converted into the ⁇ -ray absorption coefficient. By converting to distribution data, the distribution data of the ⁇ -ray absorption coefficient is obtained as absorption correction data.
  • the derived absorption correction data is sent to the absorption correction data processing unit 14. In addition, the absorption correction data processing unit 14 performs reconstruction.
  • the absorption correction data obtained by the absorption correction data deriving unit 13 and the absorption correction data reconstructed by the absorption correction data processing unit 14 are also referred to as “transmission data”.
  • the processed absorption correction data is sent to the PET reconstruction unit 12 and the physical quantity calculation unit 16 (the ratio calculation unit 16a and the cross-sectional area calculation unit 16c).
  • the PET reconstruction unit 12 performs tomographic image absorption correction by obtaining a tomographic image taking into account the absorption of ⁇ rays in the body of the subject M based on the absorption correction data.
  • the absorption-corrected tomographic image is sent to the output unit 9 via the controller 7.
  • FIG. 3 is a block diagram of the physical quantity calculation unit and its peripheral part.
  • the physical quantity calculation unit 16 includes a ratio calculation unit 16a, an NEC calculation unit 16b, a cross-sectional area calculation unit 16c, and a C-NEC calculation unit 16d.
  • the ratio calculation unit 16 a calculates a ratio f occupied by the subject M in the gantry 2 based on the absorption correction data reconstructed by the absorption correction data processing unit 14.
  • the NEC calculation unit 16b calculates a noise equivalent count NEC based on ⁇ -ray data (image information) counted by the coincidence counting circuit 10 and including coincidence or scattering coincidence count.
  • the cross-sectional area calculator 16 c calculates the cross-sectional area of the subject M based on the absorption correction data reconstructed by the absorption correction data processor 14.
  • the C-NEC calculation unit 16d divides the cross-sectional area of the subject M calculated by the cross-sectional area calculation unit 16c from the noise equivalent count NEC calculated by the NEC calculation unit 16b to obtain a noise equivalent count per unit area (C -NEC: (Cross (Section (NEC)) is calculated.
  • the NEC computing unit 16b corresponds to the second physical quantity computing unit in the present invention
  • the cross-sectional area computing unit 16c corresponds to the first physical quantity computing unit in the present invention
  • the C-NEC computing unit 16d is the third physical quantity computing unit in the present invention.
  • the cross-sectional area of the subject M corresponds to a physical quantity related to the size of the subject in the present invention
  • the noise equivalent count NEC corresponds to a physical quantity for evaluating an image in the present invention
  • a noise equivalent count C per unit area corresponds to a physical quantity for evaluating an image per size of the subject in the present invention.
  • FIG. 4 is a flowchart of a series of imaging data acquisition
  • FIG. 5 is a schematic diagram of a sinogram of transmission data
  • FIG. 6 is a block of a circuit (delayed coincidence circuit) in which a delay circuit is combined with a coincidence circuit.
  • FIG. 7 is a schematic diagram of a cross-sectional area
  • FIG. 8 is a schematic diagram of a cross-sectional area when soft tissue is taken into account
  • FIG. 9 is a graph showing the imaging time and unit area during static collection. It is explanatory drawing which represented typically the relationship with a noise equivalent count.
  • the ⁇ -ray detector 5 detects ⁇ -rays that have been scanned from the foot to the abdomen and the head, and are irradiated from the point source 4 and transmitted through the subject M.
  • the ⁇ -ray detector 3 detects ⁇ -rays generated from the subject M to which the radiopharmaceutical is administered, and collects emission data (collection of this (1) is “continuous whole body collection”) (2) or (2) after the ⁇ -ray detector 5 detects ⁇ -rays irradiated from the point source 4 and transmitted through the subject M at a predetermined site and collects transmission data,
  • the ⁇ -ray detector 3 detects ⁇ -rays generated from the subject M to which the radiopharmaceutical has been administered, and collects emission data (collection of (2) is called “static collection”).
  • the emission ⁇ -ray detector 3 is disposed on the foot rather than the transmission ⁇ -ray detector 5 (for absorption correction data), so that In whole body collection, transmission data is collected first for the same site, and then emission data is collected.
  • Step S1 Transmission Data Collection
  • the transmission ⁇ -ray detector 5 collects transmission data. Specifically, the ⁇ rays irradiated from the point source 4 and transmitted through the subject M are converted into light by the scintillator block 5a, and the converted light is photoelectrically converted into an electric signal by the photomultiplier 5b. By outputting, the ⁇ -ray detector 5 detects ⁇ -rays. The electric signal is sent to the absorption correction data deriving unit 13 as image information (pixel).
  • Step S2 Emission Data Collection
  • the emission ⁇ -ray detector 3 collects emission data for the same site where transmission data collection was performed in step S1. Specifically, the ⁇ -rays generated from the subject M to which the radiopharmaceutical is administered are converted into light by the scintillator block, and the converted light is photoelectrically converted by the photomultiplier and output to an electrical signal.
  • the ⁇ -ray detector 3 detects ⁇ -rays.
  • the electrical signal is sent to the coincidence circuit 10 as image information (pixels), and ⁇ rays are incident simultaneously on two scintillator blocks located opposite to each other across the subject M, including accidental coincidence and scattering coincidence.
  • the coincidence circuit 10 determines that the sent image information is appropriate data only when the image information is sent. These pieces of image information are sent to the projection data deriving unit 11.
  • the total number of image information per second is derived as count rate information (the number of image information per unit time) and is sent to the NEC calculation unit 16b of the physical quantity calculation unit 16.
  • Step S12 Transmission sinogram calculation
  • the absorption correction data deriving unit 13 obtains absorption correction data based on the image information sent in step S1. Specifically, as shown in FIG. 5, a sinogram is created in which the vertical axis is the ⁇ -ray irradiation direction ⁇ and the horizontal axis is the surface direction perpendicular to the body axis Z of the subject M.
  • the derived absorption correction data (sinogram here) is sent to the absorption correction data processing unit 14.
  • Step S13 Transmission reconstruction
  • the absorption correction data processing unit 14 reconstructs the absorption correction data (here sinogram) sent in step S12.
  • the sinogram obtained by the absorption correction data derivation unit 13 is sent to the ratio calculation unit 16a of the physical quantity calculation unit 16, and the absorption correction is performed.
  • the absorption correction data reconstructed by the data processing unit 14 is sent to the PET reconstruction unit 12 and the cross-sectional area calculation unit 16c of the physical quantity calculation unit 16.
  • Step S3 NEC Calculation
  • the projection data deriving unit 11 obtains the image information sent in step S2 as projection data.
  • the projection data and the absorption correction data derived by the absorption correction data processing unit 14 in step S13 are sent to the PET reconstruction unit 12, and the PET reconstruction unit 12 absorbs ⁇ rays in the body of the subject M.
  • a tomographic image taking into account is obtained.
  • a nuclear medicine diagnosis is performed based on the absorption-corrected tomographic image.
  • NEC computation is performed using the true coincidence (T), random coincidence (R), and scattering coincidence (S) simultaneously counted by the coincidence circuit 10.
  • the unit 16b calculates a noise equivalent count NEC.
  • the noise equivalent count NEC may be calculated using the above formula (1) or (2), in the first embodiment, the noise equivalent count NEC is calculated using the following formula (3).
  • NEC (T + S) 2 / (T + S + 2 ⁇ f ⁇ R) (3)
  • T + S + R total coincidence
  • R delayed coincidence count
  • the delay coincidence is combined with the coincidence circuit 10 and a delay circuit 10 ', so that the delay circuit 10' causes a time delay for ⁇ rays that would otherwise not fall within the time window,
  • the time difference between the input ⁇ rays is determined by the delay circuit 10 ′ as a component that is within the time window and is simultaneously counted by the coincidence counting circuit 10.
  • the ⁇ rays simultaneously counted by the coincidence counting circuit 10 by the delay circuit 10 ′ are noises that do not fall within the time window without the delay circuit 10 ′, and therefore can be distinguished as random coincidence (R).
  • f in the above equation (3) is the ratio f of the subject M to the gantry 2 as described above, it is obtained based on the sinogram obtained by the absorption correction data deriving unit 13 in step S12. Is possible. It is possible to determine the ratio f in the area of C G area and C M in FIG. Note that the ratio f may be obtained from the absorption correction data reconstructed by the absorption correction data processing unit 14 in step S13. The ratio f thus determined is sent to the NEC calculation unit 16b and substituted into the above equation (3), and the true coincidence (T) and coincidence coincidence (R) simultaneously counted by the coincidence circuit 10 are also obtained. Then, the noise equivalent count NEC is calculated by substituting the scattering coincidence count (S) into the above equation (3). The calculated noise equivalent count NEC is sent to the C-NEC calculation unit 16d.
  • This step S3 corresponds to the second physical quantity calculation step in the present invention.
  • the noise equivalent count NEC is a true coincidence count (T) that is apparently the same as the image noise obtained when there is no random coincidence count (R) or scattering coincidence count (S). Further, the noise equivalent count NEC is not limited to the above formulas (1), (2), and (3). Further, the count value (count value) to be counted depends on the radiation dose and does not take into account the size of the subject M. Therefore, a noise equivalent count C-NEC per unit area is calculated as in step S4 described later.
  • Step S14 Cross-sectional area calculation
  • the cross-sectional area calculation unit 16c calculates the cross-sectional area of the subject M based on the absorption correction data reconstructed by the absorption correction data processing unit 14 in step S13. From the reconstructed absorption correction data (absorption coefficient map), as shown in FIG. 7, the cross-sectional area S of the subject M having a cross section perpendicular to the body axis Z of the subject M is calculated. The calculated cross-sectional area S is sent to the C-NEC calculation unit 16d.
  • soft tissue may be considered as shown in FIG.
  • the gas other than the soft tissue is gas (for example, air) and the absorption of ⁇ rays is small
  • the cross-sectional area S ′ of the soft tissue of the lung may be considered.
  • weighting is performed on the cross-sectional area S according to the absorbency, the weight at the portion having a small absorbency is reduced, and the cross-sectional area at the portion is multiplied by the reduced weight, thereby the portion having a large absorbency
  • the weighting at may be increased, and the increased cross-sectional area may be multiplied by the increased weighting.
  • This step S14 corresponds to the first physical quantity calculation step in this invention.
  • Step S4 C-NEC Calculation From the noise equivalent count NEC calculated by the NEC calculation unit 16b in step S3, the cross-sectional area S calculated by the cross-sectional area calculation unit 16c in step S14 is calculated as shown in the following equation (4). After division, the C-NEC calculation unit 16d calculates a noise equivalent count C-NEC per unit area.
  • Cross Section is the value of the cross-sectional area S.
  • This step S4 corresponds to the third physical quantity calculation step in this invention.
  • Step S5 Shooting condition setting The noise equivalent count C-NEC per unit area calculated by the C-NEC calculation unit 16d in step S4 is sent to the shooting condition setting unit 17 via the controller 7 (see FIG. 3). .
  • the shooting condition setting unit 17 sets shooting conditions based on the noise equivalent count C-NEC per unit area.
  • the imaging condition setting unit 17 controls the top plate driving unit 6 (see FIG. 1) to control the moving speed of the top plate 1 or the stop time of the top plate 1. Therefore, in the first embodiment, the moving speed and the stop time of the top board 1 correspond to the photographing conditions in the present invention.
  • the shooting condition setting unit 17 corresponds to the shooting condition setting means in the present invention.
  • the noise equivalent count C-NEC per unit area that does not affect image quality is preset as a threshold value.
  • the noise equivalent count C-NEC per unit area calculated in step S5 is higher than the set threshold value, the moving speed of the top board 1 is increased and the collection time is increased.
  • the noise equivalent count C-NEC per unit area calculated in step S5 is lower than the set threshold value, the moving speed of the top board 1 is reduced and collected. Set the time to be longer.
  • static collection as shown in FIG.
  • This step S5 corresponds to the photographing condition setting step in this invention.
  • Step S6 End of shooting?
  • the scanning range it is determined whether or not the scanning range has been reached. If the scanning range has not been reached, it is determined that imaging has not ended, and the process returns to step S1 and steps S1 to S6 are repeated. If the scanning range has been reached, it is determined that imaging has been completed, and a series of processing is terminated (the flowchart in FIG. 4 is for continuous whole body collection).
  • the stop time imaging time
  • the process waits and loops. If the time has been reached, it is determined that shooting has been completed, and the series of processing ends.
  • the PET apparatus includes the cross-sectional area calculation unit 16c, the NEC calculation unit 16b, and the C-NEC calculation unit 16d.
  • the cross-sectional area calculation unit 16c calculates the cross-sectional area of the subject M as a physical quantity related to the size of the subject M
  • the NEC calculation unit 16b calculates a noise equivalent count NEC as a physical quantity for evaluating the image.
  • the C-NEC calculation unit 16d calculates an image per size of the subject M.
  • a noise equivalent count C-NEC per unit area is calculated as a physical quantity to be evaluated. In this way, by calculating the noise equivalent count C-NEC per unit area, an index independent of the cross-sectional area of the subject M can be obtained when the image is evaluated.
  • the PET apparatus includes a point source 4 that irradiates the subject M with the same type of ⁇ rays as the radiopharmaceutical from the outside, and is based on the ⁇ rays irradiated from the point source 4 and transmitted through the subject.
  • the cross-sectional area calculation unit 16c calculates a physical quantity related to the size of the subject M (the cross-sectional area in the first embodiment).
  • the data (transmission data in the first embodiment) acquired based on the ⁇ rays irradiated from the point source 4 which is an external radiation source and transmitted through the subject has the form information of the subject M. Therefore, based on the ⁇ -ray, the cross-sectional area calculation unit 16c can easily calculate a physical quantity related to the size of the subject M (the cross-sectional area in the first embodiment).
  • the cross-sectional area of the subject M is taken as an example of the physical quantity related to the size of the subject M calculated by the first physical quantity calculating means (the cross-sectional area calculating unit 16c in the first embodiment) according to the present invention.
  • the explanation is taken.
  • the cross-sectional area is an effective index with respect to the size of the subject M.
  • a coincidence circuit 10 that counts ⁇ rays generated from a subject to which a radiopharmaceutical is administered.
  • the physical quantity for evaluating the image computed by the second physical quantity computing means (NEC computing unit 16b in the first embodiment) in this invention is a noise equivalent count NEC based on the ⁇ -rays counted by the coincidence circuit 10,
  • the third physical quantity computing means (C-NEC computing unit 16d in the first embodiment) in this invention computes a noise equivalent count C-NEC per size of the subject M (per unit area in the first embodiment). ing.
  • the noise equivalent count NEC is useful as an index for easily evaluating the image quality, as described in the paragraph of “Background Art”.
  • the noise equivalent count C-NEC that does not depend on the physical quantity (cross-sectional area) related to the size of the subject M can be determined.
  • the imaging condition setting unit 17 that sets the imaging condition is provided based on the noise equivalent count C-NEC per unit area calculated by the C-NEC calculation unit 16d.
  • the noise equivalent count C-NEC per unit area calculated by the C-NEC calculation unit 16d does not depend on the cross-sectional area of the subject M and is an index for examining the next imaging condition. Sometimes it is possible to determine how much image quality is ensured.
  • steps S3, S14, and S4 are included based on the shooting data acquired by shooting after shooting under the shooting conditions set in step S5.
  • Steps S1 to S6 are repeated.
  • steps S1 to S6 may be repeated even during static collection.
  • steps S1 to S6 may be repeated even during static collection.
  • FIG. 10 is a side view and block diagram of a PET-CT imaging system including a PET apparatus and an X-ray CT apparatus according to the second embodiment.
  • the X-ray CT apparatus corresponds to the imaging apparatus in this invention.
  • the PET apparatus includes the point source 4, the point source 4 emits the same ⁇ -ray as the radiopharmaceutical and passes through the subject M, and the ⁇ -ray detector 5 detects the ⁇ -ray.
  • the absorption correction data is obtained as the form information based on the radiation
  • the projection data for CT is used as the absorption correction data.
  • the absorption correction data corresponds to the CT image in the present invention.
  • the X-ray CT apparatus includes a gantry 31 having an opening 31a, an X-ray tube 32, and an X-ray detector 33.
  • the X-ray tube 32 and the X-ray detector 33 are arranged to face each other with the subject M interposed therebetween, and are embedded in the gantry 31.
  • a large number of detection elements constituting the X-ray detector 33 are arranged in a fan shape around the body axis Z of the subject M.
  • the X-ray CT apparatus includes a gantry driving unit 34, a high voltage generating unit 35, a collimator driving unit 36, and a CT reconstruction unit 37.
  • the CT reconstruction unit 37 is realized by the controller 7 executing, for example, a program stored in a ROM of a storage medium represented by the above-described memory unit 18 or the like or an instruction input from the input unit 8.
  • CT projection data which will be described later, and CT tomographic images processed by the CT reconstruction unit 37 are also written and stored in the RAM of the memory unit 18 in the same manner as in the first embodiment described above. Read from RAM.
  • These CT projection data and CT tomographic images also correspond to the CT images in the present invention.
  • the gantry drive unit 34 is a mechanism that drives the X-ray tube 32 and the X-ray tube detector 33 to rotate around the body axis Z of the subject M within the gantry 31 while maintaining the opposing relationship with each other.
  • the motor is composed of a motor (not shown).
  • the high voltage generator 35 generates the tube voltage and tube current of the X-ray tube 32.
  • the collimator driving unit 36 is a mechanism that sets an X-ray irradiation field and drives the collimator (not shown) adjacent to the X-ray tube 32 to move in the horizontal direction. It consists of
  • the X-ray irradiated from the X-ray tube 32 and transmitted through the subject M is converted into light by a scintillator (not shown) in the X-ray detector 33.
  • the light-sensitive film (not shown) photoelectrically converts the converted light and outputs it as an electrical signal.
  • the X-ray is directly converted into an electric signal by a radiation sensitive film (not shown) and output.
  • the electrical signal is sent to the CT reconstruction unit 37 as image information (pixels).
  • the image information sent to the CT reconstruction unit 37 is transmitted as projection data for CT.
  • the projection data for CT has the form information in the same way as the absorption correction data described in the first embodiment.
  • the absorption correction data is used in order to use the projection data for CT as the absorption correction data.
  • Image information (CT projection data) sent to the CT reconstruction unit 37 is reconstructed to obtain a CT tomographic image.
  • This CT tomographic image is sent to the output unit 9 via the controller 7. Since the functions of the subsequent processing units (absorption correction data processing unit 14 and physical quantity calculation unit 16) of the PET apparatus including the absorption correction data deriving unit 13 are the same as those in the first embodiment, the description thereof is omitted.
  • the PET tomographic image reconstructed by the PET reconstruction unit 12 and subjected to absorption correction, and the CT tomographic image reconstructed by the CT reconstruction unit 37 are superimposed and output by the output unit 9. May be.
  • the projection data for CT obtained by being detected by the X-ray detector 33 of the X-ray CT apparatus is sent to the CT reconstruction unit 37, and also to the absorption correction data deriving unit 13. Infeed and CT projection data are used as absorption correction data.
  • the cross-sectional area of the subject M is calculated as a physical quantity related to the size of the subject M, and the image
  • the noise equivalent count NEC is calculated as a physical quantity for evaluating.
  • a noise equivalent count C-NEC per unit area is calculated as a physical quantity for evaluating an image per size of the subject M. In this way, by calculating the noise equivalent count C-NEC per unit area, an index independent of the cross-sectional area of the subject M can be obtained when the image is evaluated.
  • the form information of the subject M acquired by the imaging apparatus according to the present invention (X-ray CT apparatus in the second embodiment) (CT projection data used as the absorption correction data in the second embodiment).
  • the first physical quantity computing means (cross-sectional area computing unit 16c in the second embodiment) in this invention computes a physical quantity related to the size of the subject M (cross-sectional area of the subject M in the second embodiment). is doing. Since the data acquired by the imaging apparatus (X-ray CT apparatus in the second embodiment) is the morphological information of the subject M, the first physical quantity calculating means (the cross-sectional area calculation in the second embodiment) is based on the morphological information.
  • the unit 16c) can easily calculate a physical quantity related to the size of the subject (cross-sectional area in the second embodiment).
  • the imaging apparatus is an X-ray CT apparatus, and the morphological information of the subject M (in this second embodiment, CT projection data used as CT images, that is, absorption correction data).
  • the first physical quantity computing means cross-sectional area computing unit 16c in the second embodiment
  • the first physical quantity calculation means in the second embodiment, the processing is interrupted.
  • the area calculation unit 16c) calculates a physical quantity related to the size of the subject M (cross-sectional area in the second embodiment).
  • the PET apparatus and the X-ray CT apparatus are integrated into one imaging system.
  • the X-ray CT apparatus is configured as an external apparatus of the PET apparatus, and the subject acquired from the X-ray CT apparatus.
  • M form information may be transferred to the PET apparatus.
  • the X-ray CT apparatus is an external apparatus when viewed from the PET apparatus. Therefore, the X-ray CT apparatus corresponds to the external apparatus in the present invention.
  • the present invention is not limited to the above embodiment, and can be modified as follows.
  • the PET apparatus has been described as an example.
  • the present invention is a tomographic apparatus that obtains a tomographic image by simultaneously counting radiation generated from a subject to which a radiopharmaceutical is administered. If there is, it can be applied without being limited to the PET apparatus.
  • the ⁇ -ray detector 5 for transmission is a stationary type that detects ⁇ -rays while still, but the ⁇ -ray detector 5 rotates around the subject M.
  • a rotary type that detects ⁇ rays may be used.
  • the imaging apparatus in the present invention is an X-ray CT apparatus, and the morphological information of the subject M (in the second embodiment, a CT image used as a CT image, that is, a CT projection used as absorption correction data) Based on the data), the first physical quantity computing means (cross-sectional area computing unit 16c in the second embodiment) in the present invention computes a physical quantity related to the size of the subject M (cross-sectional area in the second embodiment). It is not limited to the X-ray CT apparatus as in the second embodiment, and the shape information is not limited to the CT image.
  • the present invention can be applied to an apparatus that obtains a predetermined image by performing predetermined imaging on a subject, and the data acquired by the apparatus has morphological information.
  • first physical quantity computing means in the second embodiment, a cross-sectional area computing unit 16c). ) May calculate a physical quantity related to the size of the subject (cross-sectional area in the second embodiment).
  • the first physical quantity calculation means (in each embodiment, the cross-sectional area calculation unit 16c) is data serving as a basis for calculating a physical quantity related to the size of the subject M (in each embodiment, the cross-sectional area).
  • Is the morphological information of the subject M transmission data in the first embodiment, CT image in the second embodiment, that is, CT projection data used as absorption correction data).
  • Such data is as in each embodiment.
  • the shape information of the subject M is not limited. Even in the case of function information (for example, emission data) of the subject M, the contour of the subject may be known by the distribution of the subject's radioactivity spread by the radiopharmaceutical, so the physical quantity related to the size of the subject is calculated. Is possible.
  • the cross-sectional area of the subject M is used as a physical quantity related to the size of the subject M calculated by the first physical quantity calculating means (the cross-sectional area calculating unit 16c in each embodiment) in the present invention.
  • the physical quantity is not limited to the cross-sectional area as in each embodiment.
  • the size of the subject includes an area (width) and a volume, and therefore, the volume may be adopted as the size of the subject M. Therefore, the volume is divided from the physical quantity (the sounding equivalent count NEC in each embodiment) that evaluates the image calculated by the second physical quantity calculation means (NEC calculation unit 16b in each embodiment), and noise equivalent per unit volume is obtained. A count may be obtained.
  • the noise equivalent count normalized by L by dividing the length L from the noise equivalent count NEC (that is, the noise equivalent count per unit length). ) May be used as an index.
  • the noise equivalent count normalized by L is NEC ′
  • the noise equivalent count NEC ′ normalized by L is expressed by the following equation (5).
  • NEC ' NEC / L (5)
  • the NEC obtained from the above equation (1) or (2) may be substituted into the right side of the above equation (5) to obtain the noise equivalent count NEC ′ normalized by L, or ( The noise equivalent count NEC ′ normalized by L may be obtained by substituting the noise equivalent count NEC obtained from the equation 3) into the right side of the equation (5).
  • the noise equivalent count NEC obtained from the above equation (3) is substituted into the right side of the above equation (5)
  • the noise equivalent count NEC ′ normalized by L is expressed by the following equation (6).
  • NEC ′ (T + S) 2 / (T + S + 2 ⁇ f ⁇ R) ⁇ 1 / L (6)
  • the cross-sectional area S is divided from the noise equivalent count NEC ′ normalized by L obtained by the above equation (6) to obtain the noise equivalent count per unit area normalized by L.
  • the noise equivalent count per unit area normalized by L is C-NEC ′
  • the noise equivalent count C-NEC ′ per unit area normalized by L is expressed by the following equation (7).
  • Cross Section ⁇ L is a value obtained by multiplying the cross-sectional area S by the length L, that is, the volume, and obtaining the noise equivalent count C-NEC ′ per unit area normalized by L
  • the noise equivalent count per unit volume is obtained by dividing the volume (Cross Section ⁇ L) from the equivalent count NEC.
  • the volume is also an effective index regarding the size of the subject M.
  • the cross-sectional area of the subject M is used as a physical quantity related to the size of the subject M calculated by the first physical quantity calculating means (the cross-sectional area calculating unit 16c in each embodiment) in the present invention.
  • the physical quantity is not limited to the cross-sectional area as in each embodiment or the volume described in the modification (5).
  • It may be the absorption rate of the subject.
  • the absorptance of the subject is determined by counting the radiation irradiated from the external radiation source in the absence of the subject and irradiating from the external radiation source (the point source 4 in the first embodiment) in the presence of the subject. It is obtained by counting the radiation that has passed through and taking their count ratio.
  • the absorption rate of the subject is also an effective index regarding the size of the subject.
  • a noise equivalent count NEC will be described as an example of a physical quantity for evaluating an image calculated by the second physical quantity calculation means (NEC calculation unit 16b in each embodiment) in the present invention.
  • the noise equivalent count C ⁇ per unit area is used as a physical quantity for evaluating the image per size of the subject M calculated by the third physical quantity calculating means (C-NEC calculating unit 16d in each embodiment) in the present invention.
  • NEC has been described as an example, the physical quantity is not limited to the noise equivalent count as in each embodiment. There is no particular limitation as long as it is a physical quantity for evaluating an image.
  • R / (T + S + R) the ratio of random coincidence (R) to total coincidence, including true coincidence (T), random coincidence (R), and scatter coincidence (S) (R / (T + S + R)) Since it can be a physical quantity to be evaluated, R / (T + S + R) per size of the subject may be obtained by using R / (T + S + R) as a physical quantity to evaluate the image.
  • the moving speed and stop time of the top board 1 are taken as examples of shooting conditions, but the shooting conditions are not limited to this.
  • a case where imaging is performed in synchronization with expansion and contraction of the myocardium will be described with reference to FIG.
  • the period of the myocardium is T
  • the number of divisions for time division of the period T is the number of gates
  • the number of gates is N
  • the number of frames corresponding to each period is F.
  • the photographing time (collection time) is time per unit gate ⁇ number of gates N ⁇ number of frames F.
  • the noise equivalent count C-NEC per unit area in Example 1 will be described as an example.
  • the number of frames is set so that the total acquisition time is shortened. Decrease or increase the number of gates so that the time per unit gate is shortened, and if the noise equivalent count C-NEC per unit area is low, increase the number of frames so that the total acquisition time is increased, or Reduce the number of gates to increase the time per unit gate.
  • the collection time, the number of gates, the number of frames, and the like correspond to the photographing conditions in the present invention.
  • a physical quantity for evaluating an image per size of the subject M computed by the third physical quantity computation means (C-NEC computation section 16d in each embodiment) of the present invention.
  • the photographing condition setting means (the photographing condition setting unit 17 in each embodiment) for setting the photographing condition is provided based on the noise equivalent count per unit area (C-NEC), and the photographing condition is automatically set.
  • C-NEC noise equivalent count per unit area
  • a physical quantity for evaluating an image typified by a noise equivalent count C-NEC or the like is graphically output and displayed on an output unit typified by a monitor or the like, and an operator (operator) makes an imaging condition based on the displayed physical quantity. May be set manually.

Abstract

　断面積演算部１６ｃは、被検体の大きさに関する物理量として被検体の断面積を演算するとともに、ＮＥＣ演算部１６ｂは、画像を評価する物理量として雑音等価計数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、被検体の大きさ当たりの画像を評価する物理量として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、被検体の断面積に依存しない指標を求めることができる。

Description

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
　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＝Ｔ２／（Ｔ＋Ｓ＋２×ｆ×Ｒ）　　　　　　　　　　　　　　　　…（１）
　ＮＥＣ＝Ｔ２／（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、この発明の断層撮影装置は、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、画像を評価する物理量を演算する第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および前記第２物理量演算手段で演算された物理量に基づいて、被検体の大きさ当たりの画像を評価する物理量を演算する第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。
　この発明の断層撮影装置によれば、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、画像を評価する物理量を演算する。第１物理量演算手段で演算された物理量および第２物理量演算手段で演算された物理量に基づいて、第３物理量演算手段は、被検体の大きさ当たりの画像を評価する物理量を演算する。このように、被検体の大きさ当たりの画像を評価する物理量を演算することで、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、この発明の撮影システムは、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、画像を評価する物理量を演算する第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および前記第２物理量演算手段で演算された物理量に基づいて、被検体の大きさ当たりの画像を評価する物理量を演算する第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。
　この発明の撮影システムによれば、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、画像を評価する物理量を演算する。第１物理量演算手段で演算された物理量および第２物理量演算手段で演算された物理量に基づいて、第３物理量演算手段は、被検体の大きさ当たりの画像を評価する物理量を演算する。このように、被検体の大きさ当たりの画像を評価する物理量を演算することで、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。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（断層撮影装置に係る発明では外部装置、撮影システムに係る発明では撮影装置）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。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、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（断層撮影装置に係る発明では外部装置、撮影システムに係る発明では撮影装置）がＸ線ＣＴ装置であって、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。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（断層撮影装置に係る発明では外部装置、撮影システムに係る発明では撮影装置）は、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。断面積は被検体の大きさに関して有効な指標である。また、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他の一例は、被検体の体積である。体積も被検体の大きさに関して有効な指標である。本明細書では、「被検体の大きさ」とは、面積（広さ）や体積を含むことに留意されたい。
　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、被検体の断面積や体積に限定されない。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。
　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さらなる他の一例は、放射性薬剤が投与された被検体から発生した放射線を計数する計数手段を備え、第２物理量演算手段で演算される画像を評価する物理量は、計数手段で計数された放射線に基づく雑音等価計数であって、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を演算することである。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画像を評価する物理量に基づいて、撮影条件を設定する撮影条件設定手段を備えてもよい。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画像を評価する物理量が、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、この発明の撮影データ取得方法は、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、画像を評価する物理量を演算する第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および前記第２物理量演算工程で演算された物理量に基づいて、被検体の大きさ当たりの画像を評価する物理量を演算する第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。
　この発明の撮影データ取得方法によれば、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演算するとともに、第２物理量演算工程では、画像を評価する物理量を演算する。第１物理量演算工程で演算された物理量および第２物理量演算工程で演算された物理量に基づいて、第３物理量演算工程では、被検体の大きさ当たりの画像を評価する物理量を演算する。このように、被検体の大きさ当たりの画像を評価する物理量を演算することで、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画像を評価する物理量に基づいて、撮影条件を設定する撮影条件設定工程を備えてもよい。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画像を評価する物理量が、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。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、画像を評価する物理量を演算する。被検体の大きさに関する物理量および画像を評価する物理量に基づいて、被検体の大きさ当たりの画像を評価する物理量を演算する。このように、被検体の大きさ当たりの画像を評価する物理量を演算することで、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。
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。
符号の説明
　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
　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、この発明における画像を評価する物理量に相当し、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画像を評価する物理量に相当する。
　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ＣＭ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ＣＧ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ＣＧの面積とＣＭ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、画像を評価する物理量として雑音等価計数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の大きさ当たりの画像を評価する物理量として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）で演算される画像を評価する物理量は、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、画像を評価する物理量として雑音等価計数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の大きさ当たりの画像を評価する物理量として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。上述したように、本明細書では、「被検体の大きさ」とは、面積（広さ）や体積を含んでいるので、被検体Ｍの大きさとして体積を採用してもよい。したがって、第２物理量演算手段（各実施例ではＮＥＣ演算部１６ｂ）で演算される画像を評価する物理量（各実施例では撮音等価計数ＮＥＣ）から体積を除算して、単位体積当たりの雑音等価計数を求めてもよい。
　ところで、被検体Ｍの体軸Ｚ方向の長さをＬとすると、雑音等価計数ＮＥＣから長さＬを除算することでＬで規格化された雑音等価計数（すなわち単位長さ当たりの雑音等価計数）を指標とする場合がある。このＬで規格化された雑音等価計数をＮＥＣ´とすると、Ｌで規格化された雑音等価計数ＮＥＣ´は下記（５）式で表される。
　ＮＥＣ´＝ＮＥＣ／Ｌ　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　…（５）
　なお、上記（１）式あるいは（２）式から得られたＮＥＣを上記（５）式の右辺に代入して、Ｌで規格化された雑音等価計数ＮＥＣ´を求めてもよいし、上記（３）式から得られた雑音等価計数ＮＥＣを上記（５）式の右辺に代入して、Ｌで規格化された雑音等価計数ＮＥＣ´を求めてもよい。上記（３）式から得られた雑音等価計数ＮＥＣを上記（５）式の右辺に代入する場合には、Ｌで規格化された雑音等価計数ＮＥＣ´は下記（６）式で表される。
　ＮＥＣ´＝（Ｔ＋Ｓ）２／（Ｔ＋Ｓ＋２×ｆ×Ｒ）×１／Ｌ　　　　　　　　…（６）
上記（６）式で求められたＬで規格化された雑音等価計数ＮＥＣ´から断面積Ｓを除算して、Ｌで規格化された単位面積当たりの雑音等価計数を求める。このＬで規格化された単位面積当たりの雑音等価計数をＣ－ＮＥＣ´とすると、Ｌで規格化された単位面積当たりの雑音等価計数Ｃ－ＮＥＣ´は下記（７）式で表される。
　Ｃ－ＮＥＣ´＝ＮＥＣ´／Cross Section
　　　　　　　＝ＮＥＣ／（Cross Section×Ｌ）
　　　　　　　＝（Ｔ＋Ｓ）２／（Ｔ＋Ｓ＋２×ｆ×Ｒ）
　　　　　　　　　　　　　　　×１／（Cross Section×Ｌ）　　　　　　…（７）
　上記（７）式中の「Cross Section」は、上述したように断面積Ｓの値である。このように、Cross Section×Ｌは、断面積Ｓに長さＬを乗算した値、すなわち体積であり、Ｌで規格化された単位面積当たりの雑音等価計数Ｃ－ＮＥＣ´を求めることは、雑音等価計数ＮＥＣから体積（Cross Section×Ｌ）を除算して、単位体積当たりの雑音等価計数を求めることになる。体積も被検体Ｍ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や変形例（５）で述べた体積に限定されない。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。
　（７）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）で演算される画像を評価する物理量として、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の大きさ当たりの画像を評価する物理量として、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。画像を評価する物理量であれば特に限定されない。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物理量となりうるので、Ｒ／（Ｔ＋Ｓ＋Ｒ）を、画像を評価する物理量として、被検体の大きさ当たりのＲ／（Ｔ＋Ｓ＋Ｒ）を求めてもよい。
　（８）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。
　（９）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の大きさ当たりの画像を評価する物理量（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物理量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、表示された物理量に基づいて操作者（オペレータ）が撮影条件を手動で設定してもよい。

Claims (19)

  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、画像を評価する物理量を演算する第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および前記第２物理量演算手段で演算された物理量に基づいて、被検体の大きさ当たりの画像を評価する物理量を演算する第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、被検体の体積であることを特徴とする断層撮影装置。
  7. 　請求項１から請求項６のいずれかに記載の断層撮影装置において、放射性薬剤が投与された被検体から発生した放射線を計数する計数手段を備え、前記第２物理量演算手段で演算される画像を評価する物理量は、前記計数手段で計数された放射線に基づく雑音等価計数であって、前記第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を特徴とする断層撮影装置。
  8. 　請求項１から請求項７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画像を評価する物理量に基づいて、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。
  9. 　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、画像を評価する物理量を演算する第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および前記第２物理量演算手段で演算された物理量に基づいて、被検体の大きさ当たりの画像を評価する物理量を演算する第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。
  10. 　請求項９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。
  11. 　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。
  12. 　請求項１１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。
  13. 　請求項９から請求項１２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。
  14. 　請求項９から請求項１２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、被検体の体積であることを特徴とする撮影システム。
  15. 　請求項９から請求項１４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、放射性薬剤が投与された被検体から発生した放射線を計数する計数手段を備え、前記第２物理量演算手段で演算される画像を評価する物理量は、前記計数手段で計数された放射線に基づく雑音等価計数であって、前記第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を特徴とする撮影システム。
  16. 　請求項９から請求項１５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画像を評価する物理量に基づいて、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。
  17. 　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、画像を評価する物理量を演算する第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および前記第２物理量演算工程で演算された物理量に基づいて、被検体の大きさ当たりの画像を評価する物理量を演算する第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。
  18. 　請求項１７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画像を評価する物理量に基づいて、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。
  19. 　請求項１８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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