WO2015005481A1

WO2015005481A1 - 核医学診断装置および画像処理方法

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Publication number: WO2015005481A1
Application number: PCT/JP2014/068601
Authority: WO
Inventors: 康弘熨斗; 学勅使川原; 正博風間; 哲也佐渡友
Original assignee: 株式会社東芝; 東芝メディカルシステムズ株式会社
Priority date: 2013-07-11
Filing date: 2014-07-11
Publication date: 2015-01-15
Also published as: US10932735B2; JP6301076B2; JP2015017907A; US20160113604A1

Abstract

　本発明の一実施形態に係る核医学診断装置は、被検体に投与された放射性同位元素から放射されたガンマ線にもとづくガンマ線投影データを取得するガンマ線投影データ取得部と、第１のＸ線ＣＴ画像に含まれる非被検体領域の画素値を所定の画素値に置換した第２のＸ線ＣＴ画像にもとづいて、ガンマ線投影データに対して散乱線補正を行う散乱線補正部と、を備える。

Description

核医学診断装置および画像処理方法

　本発明の実施形態は、核医学診断装置および画像処理方法に関する。

　核医学診断装置は、放射性同位元素（Radio Isotope、以下ＲＩという）を含む薬品（血流マーカ、トレーサ）が生体内の特定組織や臓器に選択的に取り込まれる性質を利用して、生体内に分布したＲＩから放射されるガンマ線を生体外に配設されたガンマ線の検出器で検出するようになっている。

　被検体内のＲＩから放射されるガンマ線の一部は、通常、被検体内等の飛行経路でコンプトン散乱される。検出器で検出されるガンマ線には、この散乱されたガンマ線が含まれてしまう。この種の散乱線の影響を取り除く方法としては、たとえばテールフィッティング法や、ＤＥＷ（Dual Energy Window）法、ＴＥＷ（Triple Energy Window）法などが挙げられる。

特開２０１１－２２０７１９号公報

　テールフィッティング法は、ＲＩを投与した被検体とは異なる領域であってＲＩが存在しないはずの、被検体周囲の領域（以下、非被検体領域という）において検出されたガンマ線を利用する方法である。非被検体領域に係るガンマ線は、被検体に由来するガンマ線のプロファイルのテール部分に現れる。したがって、テール部分をガウス分布などで近似することによって散乱成分を推定することができる。

　散乱線補正方法としてテールフィッティング法を用いる場合、核医学画像における非被検体領域の位置の情報が必要となる。非被検体領域の位置の情報は、たとえば核医学画像と同一の被検体の同一の部位を撮影したＸ線ＣＴ（Computed Tomography）画像から推定することができる。

　しかし、たとえば雰囲気気体の領域と天板等の部材の領域とでは、同じ非被検体領域（ＲＩが存在しないはずの被検体周囲の領域）であっても、ＣＴ値が異なる。このため、Ｘ線ＣＴ画像から非被検体領域を推定する際に、雰囲気気体のＣＴ値（－１０００ＨＵ）に対応する画素値を用いる場合には、天板は非被検体領域とは推定されない。この場合、Ｘ線ＣＴ画像から推定される非被検体領域は、Ｘ線ＣＴ画像の被検体の天板側において、実際よりも天板のぶんだけ狭くなってしまう。したがって、天板のぶんだけテール部分のデータが少なくなり、テールフィッティング法で適切な散乱線補正を行うことが難しくなってしまう。

本発明の第１実施形態に係る核医学診断装置の一構成例を示す概略的なブロック図。第１実施形態に係る主制御部のＣＰＵによる機能実現部の構成例を示す概略的なブロック図。核医学画像の画素値の分布とこの分布において推定される散乱線の分布との関係の一例を示す説明図。（４Ａ）は第１のＸ線ＣＴ画像の一例を示す説明図、（４Ｂ）は第１のＸ線ＣＴ画像をフォワードプロジェクションしたサイノグラムの１次元データの一例を示す説明図。（５Ａ）はテール部分のプロットの数が不十分である場合において散乱線の分布を推定する様子の一例を示す説明図、（５Ｂ）はテール部分のプロットの数が十分に存在する場合において散乱線の分布を推定する様子の一例を示す説明図。（６Ａ）は第２のＸ線ＣＴ画像の一例を示す説明図、（６Ｂ）は第２のＸ線ＣＴ画像をフォワードプロジェクションしたサイノグラムの一例を示す説明図。（７Ａ）は所定のファントムの第１断面における第１のＸ線ＣＴ画像にもとづく散乱線補正後の核医学画像の画素値と第２のＸ線ＣＴ画像にもとづく散乱線補正後の画素値とを比較した説明図、（７Ｂ）は第２断面における第１のＸ線ＣＴ画像にもとづく散乱線補正後の核医学画像の画素値と第２のＸ線ＣＴ画像にもとづく散乱線補正後の画素値とを比較した説明図。図１に示す主制御部のＣＰＵにより、第２のＸ線ＣＴ画像から的確に推定された非被検体領域を用いてテールフィッティング法により適切な散乱線補正を行う際の手順を示すフローチャート。図８のステップＳ４で散乱線補正部により実行される、第２のＸ線ＣＴ画像にもとづく散乱線補正処理の手順を示すサブルーチンフローチャート。図８のステップＳ５で減弱補正部により実行される、第１のＸ線ＣＴ画像または第２のＸ線ＣＴ画像にもとづく減弱補正処理の手順を示すサブルーチンフローチャート。図９のステップＳ４１で実行される画素値置換処理の第１の手順を示すサブルーチンフローチャート。（１２Ａ）は画素値置換処理の第１の手順を説明するための第１のＸ線ＣＴ画像の一例を示す説明図、（１２Ｂ）は第１の手順におけるガイドラインの設定例を示す説明図、（１２Ｃ）は第１の手順におけるガイドライン以下の画像領域の一例を示す説明図、（１２Ｄ）は第１の手順において抽出される天板の領域の一例を示す説明図、（１２Ｅ）は第１の手順により生成される第２のＸ線ＣＴ画像の一例を示す説明図。図９のステップＳ４１で実行される画素値置換処理の第２の手順を示すサブルーチンフローチャート。図９のステップＳ４１で実行される画素値置換処理の第３の手順を示すサブルーチンフローチャート。（１５Ａ）は第１の手順におけるガイドラインの設定例を示す説明図、（１５Ｂ）は第３の手順におけるガイドラインの設定例を示す説明図、（１５Ｃ）は第３の手順におけるガイドライン以下の画像領域の一例を示す説明図、（１５Ｄ）は第３の手順において抽出される天板の領域の一例を示す説明図、（１５Ｅ）は第３の手順により生成される第２のＸ線ＣＴ画像の一例を示す説明図。本発明の第２実施形態に係る核医学診断装置を含む複合装置の一例を示す外観図。第２実施形態に係る核医学診断装置を含む複合装置の一構成例を示す概略的なブロック図。第２実施形態に係る主制御部のＣＰＵによる機能実現部の構成例を示す概略的なブロック図。

実施形態

　本発明に係る核医学診断装置および画像処理方法の実施の形態について、添付図面を参照して説明する。本実施形態に係る核医学診断装置および画像処理方法は、ＳＰＥＣＴ（Single Photon Emission Computed Tomography）やＰＥＴ（Positron Emission Tomography）などのガンマ線検出器により検出されたガンマ線の線量分布にもとづいて画像再構成を行う各種装置に適用することが可能である。

　本発明の一実施形態に係る核医学診断装置は、被検体に投与された放射性同位元素から放射されたガンマ線にもとづくガンマ線投影データを取得するガンマ線投影データ取得部と、第１のＸ線ＣＴ画像に含まれる所定の非被検体領域の画素値を所定の画素値に置換した第２のＸ線ＣＴ画像にもとづいて、ガンマ線投影データに対して散乱線補正を行う散乱線補正部と、を備えたものである。

（第１の実施形態）
　図１は、本発明の第１実施形態に係る核医学診断装置１０の一構成例を示す概略的なブロック図である。なお、本実施形態に係る核医学診断装置１０は、Ｘ線ＣＴ装置１０１により生成されたＸ線ＣＴ画像を取得可能に構成される。

　核医学診断装置１０は、ガンマ線検出部１１およびガンマ線データ収集部１２を有する核医学スキャナ装置１３と画像処理装置１４とを有する。なお、画像処理装置１４はガンマ線データ収集部１２とデータ送受信可能に接続されていればよく、同一の部屋や建屋に設けられずともよい。

　ガンマ線検出部１１は、画像処理装置１４に制御されて天板１５に載置された被検体Ｐの所定の撮像領域の放射性同位元素から放射されたガンマ線を検出する。

　核医学診断装置１０としてＳＰＥＣＴ装置を用いる場合、ガンマ線検出部１１は被検体Ｐに薬品に含まれて投与されたテクネシウムなどの放射性同位元素から放射されるガンマ線を検出する検出器である。ガンマ線検出部１１としては、シンチレータ型検出器を用いてもよいし、半導体型検出器を用いてもよい。

　シンチレータ型検出器を用いてガンマ線検出部１１を構成する場合は、ガンマ線検出部１１は、ガンマ線の入射角度を規定するためのコリメータ、コリメートされたガンマ線が入射すると瞬間的な閃光を発するシンチレータ、ライトガイド、シンチレータから射出された光を検出するための２次元に配列された複数の光電子増倍管、およびシンチレータ用電子回路などを有する。シンチレータは、たとえばタリウム活性化ヨウ化ナトリウムＮａＩ（Ｔｌ）により構成される。

　シンチレータ用電子回路は、ガンマ線が入射する事象（イベント）が発生するごとに、複数の光電子増倍管の出力にもとづいて複数の光電子増倍管により構成される検出面内におけるガンマ線の入射位置情報（位置情報）および強度情報を生成しガンマ線データ収集部１２に出力する。この位置情報は、検出面内の２次元座標の情報であってもよいし、あらかじめ検出面を複数の分割領域（以下、１次セルという）に仮想的に分割しておき（たとえば１０２４×１０２４個に分割しておき）、どの１次セルに入射があったかを示す情報であってもよい。

　一方、半導体型検出器を用いてガンマ線検出部１１を構成する場合は、ガンマ線検出部１１は、コリメータ、コリメートされたガンマ線を検出するための２次元に配列された複数のガンマ線検出用半導体素子（以下、半導体素子という）および半導体用電子回路などを有する。半導体素子は、たとえばＣｄＴｅやＣｄＺｎＴｅ（ＣＺＴ）により構成される。

　半導体用電子回路は、ガンマ線が入射する事象（イベント）が発生するごとに、半導体素子の出力にもとづいて位置情報および強度情報を生成しガンマ線データ収集部１２に出力する。この位置情報は、複数の半導体素子（たとえば１０２４×１０２４個）のうちのどの半導体素子に入射したかを示す情報である。

　また、核医学診断装置１０としてＰＥＴ装置を用いる場合、ガンマ線検出部１１はＦＤＧ（フルオロデオキシグルコース）などの薬品に含まれて被検体Ｐに投与された放射性同位元素から放射されるガンマ線を検出する検出器である。この場合も、ガンマ線検出部１１としては、シンチレータ型検出器を用いてもよいし、半導体型検出器を用いてもよく、シンチレータ型検出器および半導体型検出器の構成は核医学診断装置１０としてＳＰＥＣＴ装置を用いる場合と同様である。

　核医学診断装置１０としてＰＥＴ装置を用いる場合、ガンマ線検出部１１を構成する複数の検出素子は、たとえば被検体Ｐの周囲を囲むように、六角形または円形に検出器カバー内に配置される。なお、複数の検出素子の配置態様はリング配列型に限られず、たとえば平板上に配列された複数の検出素子が２つ被検体Ｐを挟んで対向配置されつつ被検体Ｐの周りに回転可能に保持される２検出器対向型に配置されてもよい。また、複数の検出素子は多層のリングに配列されて隣接する層間の画像を取得可能に構成されてもよい。

　すなわち、ガンマ線検出部１１は、画像処理装置１４に制御されて被検体Ｐの所定の撮像領域の放射性同位元素から放射されたガンマ線を検出し、イベントごとに位置情報および強度情報を出力する。また、位置情報は、１次セルのどの位置にガンマ線が入射したかを示す情報および検出面内の２次元座標の情報の少なくとも一方である。以下の説明では、ガンマ線検出部１１が位置情報として検出面内のどの位置にガンマ線が入射したかを示す情報を出力する場合の例について示す。

　ガンマ線データ収集部１２は、ガンマ線検出部１１の出力をたとえばリストモードで収集し、ガンマ線投影データとして画像処理装置１４に与える。リストモードでは、ガンマ線の検出位置情報、強度情報、ガンマ線検出部１１と被検体Ｐとの相対位置を示す情報（ガンマ線検出部１１の位置や角度など）、およびガンマ線の検出時刻がガンマ線の入射イベントごとに収集される。

　画像処理装置１４は、図１に示すように、入力部２１、表示部２２、記憶部２３、ネットワーク接続部２４および主制御部２５を有する。

　入力部２１は、少なくともポインティングデバイスを含み、たとえばマウス、トラックボール、キーボード、タッチパネル、テンキーなどの一般的な入力装置により構成され、ユーザの操作に対応した操作入力信号を主制御部２５に出力する。

　表示部２２は、たとえば液晶ディスプレイやＯＬＥＤ（Organic Light Emitting Diode）ディスプレイなどの一般的な表示出力装置により構成され、主制御部２５の制御に従ってＸ線ＣＴ画像や核医学画像などの各種画像を表示する。

　記憶部２３は、磁気的もしくは光学的記録媒体または半導体メモリなどの、ＣＰＵにより読み取り可能な記録媒体を含んだ構成を有し、これら記憶媒体内のプログラムおよびデータの一部または全部は電子ネットワークを介してダウンロードされるように構成してもよい。記憶部２３は、主制御部２５により制御されて表示画素ごとの計数値や、計数値と色や輝度などの画素値とを関連付ける複数種類のルックアップテーブル（ＬＵＴ）のほか、天板１５のテンプレート形状情報などを記憶する。

　ネットワーク接続部２４は、ネットワーク１００の形態に応じた種々の情報通信用プロトコルを実装する。ネットワーク接続部２４は、この各種プロトコルに従ってネットワーク１００を介して画像処理装置１４と他の電気機器とを接続する。ここで、ネットワーク１００とは、電気通信技術を利用した情報通信網全般を意味し、病院基幹ＬＡＮなどの無線／有線ＬＡＮやインターネット網のほか、電話通信回線網、光ファイバ通信ネットワーク、ケーブル通信ネットワークおよび衛星通信ネットワークなどを含む。

　画像サーバ１０２は、たとえばＰＡＣＳ（Picture Archiving and Communication System：医用画像保管通信システム）に備えられる画像の長期保管用のサーバであり、ネットワーク１００を介して接続されたＸ線ＣＴ(Computed Tomography)装置１０１などの他のモダリティで生成された医用画像を記憶する。

　主制御部２５は、ＣＰＵ、ＲＡＭおよびＲＯＭをはじめとする記憶媒体などにより構成され、この記憶媒体に記憶されたプログラムに従って画像処理装置１４の動作を制御する。

　主制御部２５のＣＰＵは、ＲＯＭをはじめとする記憶媒体に記憶された画像処理プログラムおよびこのプログラムの実行のために必要なデータをＲＡＭへロードし、このプログラムに従って、Ｘ線ＣＴ画像から的確に推定された非被検体領域を用いてテールフィッティング法により適切な散乱線補正を行うための処理を実行する。

　なお、非被検体領域とは、ＲＩが存在しないはずの被検体Ｐ周囲の領域をいい、たとえば天板１５の領域（天板領域）やエア（雰囲気気体）の領域（エア領域）などが含まれる。

　主制御部２５のＲＡＭは、ＣＰＵが実行するプログラムおよびデータを一時的に格納するワークエリアを提供する。主制御部２５のＲＯＭをはじめとする記憶媒体は、画像処理装置１４の起動プログラム、画像処理プログラムや、これらのプログラムを実行するために必要な各種データを記憶する。なお、ＲＯＭをはじめとする記憶媒体は、磁気的もしくは光学的記録媒体または半導体メモリなどの、ＣＰＵにより読み取り可能な記録媒体を含んだ構成を有し、これら記憶媒体内のプログラムおよびデータの一部または全部はネットワーク１００を介してダウンロードされるように構成してもよい。

　図２は、第１実施形態に係る主制御部２５のＣＰＵによる機能実現部の構成例を示す概略的なブロック図である。なお、この機能実現部は、ＣＰＵを用いることなく回路などのハードウエアロジックによって構成してもよい。

　図２に示すように、主制御部２５のＣＰＵは、ＲＯＭをはじめとする記憶媒体に記憶された画像処理プログラムによって、少なくとも核医学スキャン制御部３１、ガンマ線投影データ取得部３２、計数分配部３３、散乱線補正部３４、減弱補正部３５および核医学画像生成部３６として機能する。この各部３１～３６は、ＲＡＭの所要のワークエリアをデータの一時的な格納場所として利用する。

　核医学スキャン制御部３１は、ユーザから入力部２１を介してスキャン計画の実行指示を受けて、スキャン計画にもとづいて核医学スキャナ装置１３を制御してスキャンを実行する。この結果、被検体Ｐから放出されたガンマ線の情報がガンマ線検出部１１からガンマ線データ収集部１２を介してガンマ線投影データ取得部３２に与えられる。

　ガンマ線投影データ取得部３２は、被検体Ｐに投与されたＲＩから放射されたガンマ線にもとづくガンマ線投影データを取得する。このガンマ線投影データには、ガンマ線の検出位置情報、強度情報、ガンマ線検出部１１と被検体Ｐとの相対位置を示す情報（ガンマ線検出部１１の位置や角度など）、およびガンマ線の検出時刻などが含まれる。

　計数分配部３３は、ガンマ線の入射位置情報と表示部２２の表示画素とを対応させ、入射位置情報にもとづいて表示画素のそれぞれについて入射ガンマ線を光子数として計数した計数値（カウント数）を割り当てる（分配する）。

　散乱線補正部３４は、画素値置換部３４ａおよび散乱線補正実行部３４ｂを有し、Ｘ線ＣＴ画像にもとづいてテールフィッティング法によりガンマ線投影データに対して散乱線補正を行う。

　ここで、散乱線補正部３４による散乱線補正について説明する。

　図３は、核医学画像の画素値の分布４１とこの分布において推定される散乱線の分布４２との関係の一例を示す説明図である。核医学画像の画素値は、各画素に関連付けられた計数値に応じた値を有する。

　核医学画像の画素値の分布４１は、図３に示すように、被検体Ｐに由来する領域（被検体領域）４３においてピークをもち、非被検体領域４４において被検体領域４３から遠ざかるにつれてなだらかに画素値がゼロに近づくようなテール部分（散乱領域）をもつ分布となる。

　いわゆるテールフィッティング法では、この放射能分布が存在しないはずのテール部分（散乱領域）をガウス分布などで近似することによって、散乱線の分布４２を推定して散乱線補正を行う。しかし、より詳細には、散乱線補正を行うためには、散乱線の分布４２の形状に加え、絶対値の情報が必要となる。絶対値を確定する方法としては、核医学画像をフォワードプロジェクションして生成されるサイノグラム上で角度ごとに被検体Ｐの輪郭を抽出し、この輪郭より外側の値を散乱線の値とみなしてテールフィッティングする方法が考えられる。

　一方、核医学画像は一般に計数値が少ないため、ノイズを多く含んでいる。このため、核医学画像のサイノグラムから被検体Ｐの輪郭を抽出することは難しい。そこで、テールフィッティング法において被検体Ｐの輪郭を抽出する際には、Ｘ線ＣＴ画像をフォワードプロジェクションしたサイノグラムが用いられることが多い。

　以下の説明では、ガンマ線投影データを得た同一被検体Ｐに関して、ガンマ線投影データとほぼ等しい部位についてあらかじめＸ線ＣＴ装置１０１で生成されたＸ線ＣＴ画像を第１のＸ線ＣＴ画像５１という。

　図４（４Ａ）は第１のＸ線ＣＴ画像５１の一例を示す説明図であり、（４Ｂ）は第１のＸ線ＣＴ画像５１をフォワードプロジェクションしたサイノグラム５２の一例を示す説明図である。なお、以下の説明では、第１のＸ線ＣＴ画像５１が被検体Ｐの画像、天板１５の画像およびエア４６の画像により構成される場合の例について示す。また、図４（４Ｂ）には、第１のＸ線ＣＴ画像５１の図４（４Ａ）の破線５３に対応する所定の角度におけるサイノグラム５２の一例を示した。

　また、以下の説明では、被検体Ｐの体軸方向をｚ軸方向、天板１５の面に平行な被検体Ｐの幅方向をｘ軸方向、天板１５の面の法線方向をｙ軸方向とする場合の例について示す。

　ＲＩが存在しない領域からは当然ながら散乱線を除きガンマ線を計数することはない。このため、核医学画像の画素値の分布４１では、非被検体領域４４は単純に被検体Ｐを除く領域であって、非被検体領域４４にはたとえば天板１５の領域４５やエア（雰囲気気体、空気）４６の領域４７が含まれる。

　一方、同じ非被検体領域４４であっても、天板１５の領域４５とエア４６の領域４７とでは、ＣＴ値が異なるため、Ｘ線ＣＴ画像の画素値も異なる。たとえばＸ線ＣＴ画像においてエア４６のＣＴ値（－１０００ＨＵ）に対応する画素値を有する領域を非被検体領域４４ｃｔとし、他の領域を被検体領域４３ｃｔとする場合には、第１のＸ線ＣＴ画像５１に対応するサイノグラム５２における非被検体領域４４ｃｔは、天板１５の領域４７のぶんだけ実際とは差異が生じてしまう（図４（４Ｂ）参照）。

　この場合、第１のＸ線ＣＴ画像５１から推定される非被検体領域４４ｃｔは、第１のＸ線ＣＴ画像５１の被検体Ｐの天板１５側において、実際よりも天板１５のぶんだけ狭くなってしまう。したがって、天板１５の領域４７のぶんだけテール部分（散乱領域）のデータが少なくなり、テールフィッティング法で適切な散乱線補正を行うことが難しくなってしまう。

　図５（５Ａ）はテール部分のプロット５４の数が不十分である場合において散乱線の分布４２を推定する様子の一例を示す説明図であり、（５Ｂ）はテール部分のプロット５４の数が十分に存在する場合において散乱線の分布４２を推定する様子の一例を示す説明図である。

　図５（５Ａ）に示すように、テール部分にテールフィッティングに十分な画素数がないと、散乱線の分布４２を推定することが難しく、散乱線の絶対値の推定精度が悪くなる。したがって、テールフィッティング法において的確に散乱線の分布４２を推定するためには、図５（５Ｂ）に示すように、テール部分に十分な画素値が存在することが重要となる。

　しかし、図４（４Ｂ）に示すように、天板１５の画像が含まれる第１のＸ線ＣＴ画像５１にもとづいて推定される非被検体領域４４ｃｔは、天板１５の領域４５のぶんだけ実際の非被検体領域４４より狭くなってしまう。したがって、第１のＸ線ＣＴ画像５１から推定された被検体領域４３ｃｔおよび非被検体領域４４ｃｔにもとづいて被検体Ｐの輪郭（被検体領域４３ｃｔと非被検体領域４４ｃｔの境界）を抽出して核医学投影データの散乱線補正を行うと、テール部分の画素数が不十分となり散乱線の分布４２の推定精度が悪くなってしまう。

　そこで、散乱線補正部３４の画素値置換部３４ａは、第１のＸ線ＣＴ画像５１に含まれる所定の非被検体領域（たとえば天板１５の領域４５）の画素値を、所定の画素値（たとえばエア４６のＨＵ値－１０００に対応する画素値）に置換することにより、画素値置換後のＸ線ＣＴ画像（第２のＸ線ＣＴ画像）６１を生成する。

　図６（６Ａ）は第２のＸ線ＣＴ画像６１の一例を示す説明図であり、（６Ｂ）は第２のＸ線ＣＴ画像６１をフォワードプロジェクションしたサイノグラム６２（順投影データ（１次元データ））の一例を示す説明図である。図６（６Ａ）には、画素値置換部３４ａによって第１のＸ線ＣＴ画像５１の天板１５の画素の画素値がエア４６の画素値に置換されて生成された第２のＸ線ＣＴ画像６１の一例を示した。また、図６（６Ｂ）は、第２のＸ線ＣＴ画像６１の図６（６Ａ）の破線５３に対応する所定の角度におけるサイノグラム６２の一例である。

　図６（６Ｂ）に示すように、天板１５の画素値がエア４６の画素値に置換された第２のＸ線ＣＴ画像６１にもとづいて推定される非被検体領域４４ｃｔは、天板１５の領域４７が存在しないため、実際の非被検体領域４４と等しくなる。したがって、第２のＸ線ＣＴ画像６１によれば、的確に非被検体領域４４を推定することができる。したがって、第２のＸ線ＣＴ画像６１にもとづいて抽出される被検体Ｐの輪郭を用いる場合、第１のＸ線ＣＴ画像５１にもとづく輪郭を用いる場合に比べて、テール部分（散乱領域）の画素数を多く確保することができるため、テールフィッティング法により適切な散乱線補正を行うことができる。

　具体的には、画素値置換部３４ａは、第２のＸ線ＣＴ画像６１の断面ごとに被検体Ｐの輪郭を抽出したあと（図６（６Ａ）参照）、この輪郭の情報にもとづいてフォワードプロジェクションしてサイノグラム６２（順投影データ（１次元データ））を生成し、散乱線補正実行部３４ｂに与える。また、画素値置換部３４ａは、第２のＸ線ＣＴ画像６１をフォワードプロジェクションしたサイノグラム６２から被検体領域４３ｃｔと非被検体領域４４ｃｔの境界を抽出することにより被検体Ｐの輪郭を抽出してもよい。

　なお、Ｘ線ＣＴ装置１０１が画素値置換部３４ａと同等の機能を有する場合は、核医学診断装置１０は画素値置換部３４ａを備えずともよい。

　散乱線補正実行部３４ｂは、第２のＸ線ＣＴ画像（画素値置換後のＸ線ＣＴ画像）６１にもとづいて、テールフィッティング法によりガンマ線投影データに対して散乱線補正を行う。

　減弱補正部３５は、減弱マップ生成部３５ａおよび減弱補正実行部３５ｂを有し、第１のＸ線ＣＴ画像５１または第２のＸ線ＣＴ画像６１に含まれる被検体Ｐの画素値を用いて生成された被検体Ｐのガンマ線減弱係数マップにもとづいてガンマ線投影データに対して減弱補正を行う。

　ガンマ線は、生体内で減弱される。このため、ガンマ線の検出結果には、この生体内での減弱の影響が含まれている。この種の生体内での減弱の影響を補正する方法としてよく用いられる方法に、使用する核種のガンマ線エネルギーの減弱係数の分布を示すガンマ線減弱係数マップ（以下、減弱マップという）を生成し、この減弱マップにもとづいてガンマ線の検出結果を補正する方法がある。この方法によれば、ガンマ線の生体内での減弱の影響を補正する（以下、減弱補正するという）ことができる。このため、減弱の補正を行わない場合にくらべ、核医学画像をより高精度に生成することができる。

　減弱マップ生成部３５ａは、第１のＸ線ＣＴ画像５１（または第２のＸ線ＣＴ画像６１）に含まれる被検体Ｐの画像の画素値を用いて、Ｈｕ－Ｍｕ変換を行うことにより被検体Ｐのガンマ線減弱係数マップ（減弱マップ）を生成する。なお、Ｈｕ－Ｍｕ変換は、減弱マップを生成するためにＸ線ＣＴ画像の画素ごとのＣＴ値（ＨＵ値）を線減弱係数μに変換することをいう。このＨｕ－Ｍｕ変換法としては従来各種のものが知られており、これらのうち任意のものを使用することが可能である。

　なお、Ｘ線ＣＴ装置１０１が減弱マップ生成部３５ａと同等の機能を有する場合や、減弱マップがネットワーク１００を介して取得可能である場合や減弱マップがあらかじめ記憶部２３に記憶されている場合など、減弱マップを生成せずとも取得可能である場合は、核医学診断装置１０は減弱マップ生成部３５ａを備えずともよい。

　減弱補正実行部３５ｂは、減弱マップにもとづいてガンマ線投影データに対して減弱補正を行う。

　核医学画像生成部３６は、散乱線補正部３４および減弱補正部３５により散乱線補正および減弱補正を受けた計数値を用いて、記憶部２３に記憶されたＬＵＴの１つ（たとえば特にユーザ指示がない場合に用いられるようデフォルト設定されたＬＵＴ）にもとづいて各表示画素の色や輝度などの画素値を求めることにより核医学画像を生成し、表示部２２に表示させる。

　図７（７Ａ）は所定のファントムの第１断面における第１のＸ線ＣＴ画像５１にもとづく散乱線補正後の核医学画像の画素値７１と第２のＸ線ＣＴ画像６１にもとづく散乱線補正後の画素値７２とを比較した説明図であり、（７Ｂ）は第２断面における第１のＸ線ＣＴ画像５１にもとづく散乱線補正後の核医学画像の画素値７１と第２のＸ線ＣＴ画像６１にもとづく散乱線補正後の画素値７２とを比較した説明図である。

　図７（７Ａ）および（７Ｂ）に示すように、第１のＸ線ＣＴ画像５１にもとづく散乱線補正後の核医学画像の画素値７１に比べ、第２のＸ線ＣＴ画像６１にもとづく散乱線補正後の画素値７２のほうがより高コントラストとなることがわかる。このため、第２のＸ線ＣＴ画像６１にもとづく散乱線補正を施した核医学画像によれば、画質が向上するほか、定量性が向上し、核医学画像にもとづく診断の効率が向上する。

　次に、本実施形態に係る核医学診断装置１０の動作の一例について説明する。

　図８は、図１に示す主制御部２５のＣＰＵにより、第２のＸ線ＣＴ画像６１から的確に推定された非被検体領域４４ｃｔを用いてテールフィッティング法により適切な散乱線補正を行う際の手順を示すフローチャートである。図８において、Ｓに数字を付した符号は、フローチャートの各ステップを示す。

　まず、ステップＳ１において、核医学スキャン制御部３１は、ユーザから入力部２１を介してスキャン計画の実行指示を受けて、スキャン計画にもとづいて核医学スキャナ装置１３を制御してスキャンを実行する。

　次に、ステップＳ２において、ガンマ線投影データ取得部３２は、被検体Ｐに投与されたＲＩから放射されたガンマ線にもとづくガンマ線投影データを取得する。

　次に、ステップＳ３において、計数分配部３３は、ガンマ線の入射位置情報と表示部２２の表示画素とを対応させ、ガンマ線投影データにもとづいて表示画素のそれぞれについて入射ガンマ線を光子数として計数した計数値（カウント数）を分配し、この分配情報を記憶部２３に記憶させる。

　次に、ステップＳ４において、散乱線補正部３４は、第２のＸ線ＣＴ画像６１から推定された被検体Ｐの輪郭の情報（非被検体領域４４ｃｔの情報）にもとづいて、テールフィッティング法により計数値に対して散乱線補正を行う。

　次に、ステップＳ５において、減弱補正部３５は、第１のＸ線ＣＴ画像５１または第２のＸ線ＣＴ画像６１にもとづいて生成された減弱マップにもとづいて、計数値に対して減弱補正を行う。

　次に、ステップＳ６において、核医学画像生成部３６は、散乱線補正部３４および減弱補正部３５により散乱線補正および減弱補正を受けた計数値を用いて核医学画像を生成し、表示部２２に表示させる。

　そして、ステップＳ７において、核医学画像生成部３６は、生成した核医学画像を表示部２２に表示させる。

　以上の手順により、第２のＸ線ＣＴ画像６１から的確に推定された非被検体領域４４ｃｔを用いてテールフィッティング法により適切な散乱線補正を行うことができる。

　図９は、図８のステップＳ４で散乱線補正部３４により実行される、第２のＸ線ＣＴ画像６１にもとづく散乱線補正処理の手順を示すサブルーチンフローチャートである。

　この手順は、核医学診断装置１０がＸ線ＣＴ装置１０１から第１のＸ線ＣＴ画像５１を取得してスタートとなる。第１のＸ線ＣＴ画像５１は、たとえば図８に示す手順の開始前にあらかじめＸ線ＣＴ装置１０１から取得されて記憶部２３に記憶させておいてもよい。

　ステップＳ４１において、画素値置換部３４ａは、第１のＸ線ＣＴ画像５１に含まれる所定の非被検体領域（たとえば天板１５の領域４５）の画素値を、所定の画素値（たとえばエア４６のＨＵ値－１０００に対応する画素値）に置換することにより、第２のＸ線ＣＴ画像６１を生成する画素値置換処理を実行する。

　次に、ステップＳ４２において、画素値置換部３４ａは、第２のＸ線ＣＴ画像６１の断面ごとに被検体Ｐの輪郭を抽出する。

　次に、ステップＳ４３において、画素値置換部３４ａは、抽出された輪郭の情報にもとづいてフォワードプロジェクションしてサイノグラム６２（順投影データ（１次元データ））を生成する。

　次に、ステップＳ４４において、散乱線補正実行部３４ｂは、順投影データにもとづいてテールフィッティングにより計数値を散乱線補正し、図８のステップＳ５に進む。

　以上の手順により、第２のＸ線ＣＴ画像６１から推定された被検体Ｐの輪郭の情報（非被検体領域４４ｃｔの情報）にもとづいて、テールフィッティング法により計数値に対して散乱線補正を行うことができる。

　なお、Ｘ線ＣＴ装置１０１が画素値置換部３４ａと同等の機能を有する場合は、核医学診断装置１０は画素値置換部３４ａを備えずともよい。この場合、図９のステップＳ４１－４３はあらかじめＸ線ＣＴ装置１０１により実行され、被検体Ｐの的確な輪郭の情報を有する順投影データはＸ線ＣＴ装置１０１から散乱線補正実行部３４ｂに与えられる。

　図１０は、図８のステップＳ５で減弱補正部３５により実行される、第１のＸ線ＣＴ画像５１または第２のＸ線ＣＴ画像６１にもとづく減弱補正処理の手順を示すサブルーチンフローチャートである。

　この手順は、核医学診断装置１０がＸ線ＣＴ装置１０１から第１のＸ線ＣＴ画像５１を取得してスタートとなる。第１のＸ線ＣＴ画像５１は、たとえば図８に示す手順の開始前にあらかじめＸ線ＣＴ装置１０１から取得されて記憶部２３に記憶させておいてもよい。以下の説明では、減弱補正部３５が第１のＸ線ＣＴ画像５１にもとづいて減弱補正処理を実行する場合の例について示す。

　ステップＳ５１において、減弱マップ生成部３５ａは、第１のＸ線ＣＴ画像５１に含まれる被検体Ｐの画像の画素値を用いて、Ｈｕ－Ｍｕ変換を行うことにより被検体Ｐのガンマ線減弱係数マップ（減弱マップ）を生成する。

　次に、ステップＳ５２において、減弱補正実行部３５ｂは、減弱マップにもとづいてガンマ線投影データに対して減弱補正を行い、図８のステップＳ６に進む。

　以上の手順により、第１のＸ線ＣＴ画像５１または第２のＸ線ＣＴ画像６１にもとづいて減弱マップを生成し減弱補正を行うことができる。

　なお、Ｘ線ＣＴ装置１０１が減弱マップ生成部３５ａと同等の機能を有する場合や、減弱マップがネットワーク１００を介して取得可能である場合や減弱マップがあらかじめ記憶部２３に記憶されている場合など、減弱マップを生成せずとも取得可能である場合は、核医学診断装置１０は減弱マップ生成部３５ａを備えずともよい。この場合、図１０のステップＳ５１は実行されず、減弱マップはＸ線ＣＴ装置１０１からまたはネットワーク１００を介して他の機器から減弱補正実行部３５ｂに与えられてもよいし、あらかじめ記憶部２３に記憶されて減弱補正実行部３５ｂにより読み出されて利用されてもよい。

　続いて、図９のステップＳ４１で実行される画素値置換処理について説明する。以下の説明では、所定の非被検体領域が天板１５の領域４５であり、所定の画素値がエア４６のＨＵ値－１０００に対応する画素値である場合の例について示す。

　図１１は、図９のステップＳ４１で実行される画素値置換処理の第１の手順を示すサブルーチンフローチャートである。また、図１２（１２Ａ）は画素値置換処理の第１の手順を説明するための第１のＸ線ＣＴ画像５１の一例を示す説明図であり、（１２Ｂ）は第１の手順におけるガイドラインの設定例を示す説明図であり、（１２Ｃ）は第１の手順におけるガイドライン以下の画像領域７５の一例を示す説明図であり、（１２Ｄ）は第１の手順において抽出される天板１５の領域４５の一例を示す説明図であり、（１２Ｅ）は第１の手順により生成される第２のＸ線ＣＴ画像６１の一例を示す説明図である。

　画素値置換処理の第１の手順は、天板１５の位置の情報をＸ線ＣＴ装置１０１から取得する場合の手順である。

　ステップＳ４１１において、画素値置換部３４ａは、Ｘ線ＣＴ装置１０１から天板１５の位置情報を取得し、第１のＸ線ＣＴ画像５１における天板１５の高さＨ（ｚ）を求める。Ｘ線ＣＴ装置１０１は、たとえば天板１５を駆動するモータに取付けられたエンコーダの出力やＸ線スキャン計画に含まれる天板１５の高さの情報等にもとづいて天板１５の位置情報を生成して核医学診断装置１０に与えることができる。

　なお、Ｘ線ＣＴ装置１０１から取得される天板１５の位置情報は、ｚ軸方向（被検体Ｐの体軸方向）に一定の値の情報であってもよいし、ｚ軸方向の位置に応じた値の情報であってもよい。また、Ｘ線ＣＴ装置１０１から取得される天板１５の位置情報がｚ軸方向に一定の値であっても、被検体Ｐの重さの情報や天板１５の支持台からの伸張位置の情報などにもとづいて、画素値置換部３４ａがｚ軸方向の位置に応じた天板１５の高さＨ（ｚ）を算出してもよい。

　次に、ステップＳ４１２において、画素値置換部３４ａは、天板１５の高さＨ（ｚ）に対してオフセットαを加えたガイドラインＨ（ｚ）＋αを生成する（図１２（１２Ｂ）参照）。

　次に、ステップＳ４１３において、画素値置換部３４ａは、第１のＸ線ＣＴ画像５１においてガイドラインＨ（ｚ）＋αよりｙ軸方向下側に位置する画素を抽出する（図１２（１２Ｃ）参照）。

　次に、ステップＳ４１４において、画素値置換部３４ａは、抽出された画素から天板１５の画素を抽出する（図１２（１２Ｄ）参照）。

　次に、ステップＳ４１５において、画素値置換部３４ａは、天板１５の画素値をエア４６の画素値に置換することにより、第２のＸ線ＣＴ画像６１を生成する（図１２（１２Ｅ）参照）。

　次に、ステップＳ４１６において、画素値置換部３４ａは、ユーザの入力部２１を介した指示があると、この指示に応じて、第２のＸ線ＣＴ画像６１においてなお残存する天板１５の画素の画素値をエア４６の画素値に置換し、図９のステップＳ４２に進む。

　以上の画素値置換処理の第１の手順により、Ｘ線ＣＴ装置１０１から取得した天板１５の位置の情報にもとづいて天板１５の画素の画素値をエア４６の画素値に置換して第２のＸ線ＣＴ画像６１を生成することができる。

　図１３は、図９のステップＳ４１で実行される画素値置換処理の第２の手順を示すサブルーチンフローチャートである。

　画素値置換処理の第２の手順は、第１のＸ線ＣＴ画像５１を画像処理することにより天板１５の位置の情報を求める場合の手順である。図１１と同等のステップには同一符号を付し、重複する説明を省略する。

　ステップＳ４２１において、画素値置換部３４ａは、第１のＸ線ＣＴ画像５１の３次元データにもとづいて、パターンマッチングなどの画像処理により天板１５を抽出し、各断面における天板１５の高さＨ（ｚ）を算出する。

　図１３に示す画素値置換処理の第２の手順により、第１のＸ線ＣＴ画像５１を画像処理することにより取得した天板１５の位置の情報にもとづいて天板１５の画素の画素値をエア４６の画素値に置換し、第２のＸ線ＣＴ画像６１を生成することができる。第２の手順によれば、Ｘ線ＣＴ装置１０１から天板１５の位置情報を受けることなく第１のＸ線ＣＴ画像５１から直接天板１５の高さＨ（ｚ）を求めることができる。

　図１４は、図９のステップＳ４１で実行される画素値置換処理の第３の手順を示すサブルーチンフローチャートである。また、図１５（１５Ａ）は第１の手順におけるガイドラインの設定例を示す説明図であり、（１５Ｂ）は第３の手順におけるガイドラインの設定例を示す説明図であり、（１５Ｃ）は第３の手順におけるガイドライン以下の画像領域７５の一例を示す説明図であり、（１５Ｄ）は第３の手順において抽出される天板１５の領域４５の一例を示す説明図であり、（１５Ｅ）は第３の手順により生成される第２のＸ線ＣＴ画像６１の一例を示す説明図である。

　画素値置換処理の第３の手順は、第１のＸ線ＣＴ画像５１を画像処理することにより天板１５の位置の情報を求めるとともに、ガイドラインを天板１５のテンプレート形状に沿った曲線とする場合の手順である。

　ステップＳ４１２でガイドラインＨ（ｚ）＋αが生成されると、ステップＳ４３１において、画素値置換部３４ａはガイドラインの直線を天板１５のテンプレート形状に沿った曲線Ｈｃ（ｚ）に変更する（図１５（１５Ｂ）参照）。天板１５のテンプレート形状は、あらかじめ記憶部２３に記憶させておいてもよいし、ネットワーク１００を介して取得してもよい。

　次に、ステップＳ４３２において、画素値置換部３４ａは、第１のＸ線ＣＴ画像５１においてガイドラインＨｃ（ｚ）よりｙ軸方向下側に位置する画素を抽出する（図１５（１５Ｃ）参照）。

　そして、画素値置換部３４ａは、抽出された画素から天板１５の画素を抽出し（ステップＳ４１４、図１５（１５Ｄ）参照）、天板１５の画素値をエア４６の画素値に置換することにより、第２のＸ線ＣＴ画像６１を生成する（ステップＳ４１５、図１５（１５Ｅ）参照）。また、ユーザの入力部２１を介した指示があると、画素値置換部３４ａは、ステップＳ４１６においてこの指示に応じて第２のＸ線ＣＴ画像６１においてなお残存する天板１５の画素の画素値をエア４６の画素値に置換し、図９のステップＳ４２に進む。

　図１４に示す画素値置換処理の第３の手順により、第１のＸ線ＣＴ画像５１を画像処理することにより取得した天板１５の位置の情報にもとづいて天板１５のテンプレート形状に沿ってガイドラインを設定し、天板１５の画素の画素値をエア４６の画素値に置換して第２のＸ線ＣＴ画像６１を生成することができる。

　第３の手順によれば、Ｘ線ＣＴ装置１０１から天板１５の位置情報を受けることなく第１のＸ線ＣＴ画像５１から直接天板１５の高さＨ（ｚ）を求めることができる。また、ガイドラインを天板１５のテンプレート形状に沿った曲線とすることができるため、天板１５の領域４５を抽出領域７５に確実に含めることができ、天板１５の画素を抽出する際の漏れを確実に減らすことができる。

　これらの画素値置換処理の第１－第３の手順のいずれによっても、天板１５の画素の画素値をエア４６の画素値に置換して第２のＸ線ＣＴ画像６１を生成することができる。また、天板１５のｚ位置に応じた高さＨ（ｚ）を用いることにより、被検体Ｐの重さによる天板１５の変形を容易に反映することができる。

　また、画素値置換処理の第１－第３の手順の他にも、たとえば被検体Ｐのスキャノ画像を取得可能な場合は、画素値置換部３４ａはこのスキャノ像を画像処理することにより天板１５の高さＨ（ｚ）を求めてもよい。特に、スキャノ像がｙｚ平面の透視撮影により得られた画像であってスキャノ像に天板１５のｚ軸方向に沿った全体像が含まれている場合は、画素値置換部３４ａは容易かつ正確に天板１５のｚ位置に応じた高さＨ（ｚ）を求めることができる。

　また、ステップＳ４１４で抽出される、第１のＸ線ＣＴ画像５１内における天板１５の画素のｘｙ位置（画像内天板位置）は、この画像内天板位置の抽出に用いたスライス画像のｚ位置の情報と関連付けて記憶部２３に記憶させておいてもよい。この場合、記憶部２３に記憶された画像内天板位置の情報を他のスライス画像の天板１５の画素抽出に利用することができる。

　たとえば、天板１５の位置がｚ軸方向に一定の値の場合、複数のスライス間で画像内天板位置が同一であると考えられる。この場合、他のスライスについて画素値置換処理を実行する際には、ステップＳ４１１（またはＳ４２１）―Ｓ４１３を省略し、ステップＳ４１４において画素値置換部３４ａは記憶部２３から画像内天板位置の情報を取得してもよい。そして、画素値置換部３４ａはステップＳ４１５において天板１５の画素値をエア４６の画素値に置換することにより第２のＸ線ＣＴ画像６１を生成することができる。

　また、天板１５の位置がｚ軸方向の位置に応じた値の情報である場合は、現在処理対象となっているスライスのｚ位置の情報に応じて記憶部２３から取得した画像内天板位置の情報を修正すればよい。被検体Ｐの重さの情報や天板１５の支持台からの伸張位置の情報などが得られることにより、画素値置換部３４ａがｚ軸方向の位置に応じた天板１５の高さＨ（ｚ）を算出可能な場合についても同様である。

　本実施形態に係る核医学診断装置１０は、第１のＸ線ＣＴ画像５１の所定の非被検体領域（たとえば天板１５の領域４５）の画素値を、所定の画素値（たとえばエア４６のＨＵ値－１０００に対応する画素値）に置換することにより、画素値置換後のＸ線ＣＴ画像（第２のＸ線ＣＴ画像）６１を生成する。そして、この第２のＸ線ＣＴ画像６１をフォワードプロジェクションすることにより得られる順投影データにもとづいて、テールフィッティング法により計数値に対して散乱線補正を行うことができる。

　この第２のＸ線ＣＴ画像６１を用いて被検体Ｐの輪郭を抽出することにより、第１のＸ線ＣＴ画像５１を用いる場合に比べ、ＲＩが存在しないはずの領域でありながらエア４６の領域４７とはＣＴ値が異なる領域（たとえば天板１５の領域４５）を確実に非被検体領域４４ｃｔに含めることができる。すなわち、第２のＸ線ＣＴ画像６１を用いることにより、第１のＸ線ＣＴ画像５１を用いる場合に比べてより的確に非被検体領域４４を推定することができる。

　このため、核医学診断装置１０は、第２のＸ線ＣＴ画像６１にもとづいて散乱線補正を行うことにより、非被検体領域４４をより広く確保することができる。したがって、テール部分（散乱領域）に十分な画素数を確保することができる。よって、核医学診断装置１０によれば、散乱線の推定精度を向上させることができるため、核医学画像のコントラストを向上させることができ、核医学画像の定量性を向上させることができるとともに核医学画像にもとづく診断の効率を向上させることができる。

（第２の実施形態）
　次に、本発明に係る核医学診断装置および画像処理方法の第２実施形態について説明する。

　図１６は、本発明の第２実施形態に係る核医学診断装置１０Ａを含む複合装置８０の一例を示す外観図である。また、図１７は、第２実施形態に係る核医学診断装置１０Ａを含む複合装置８０の一構成例を示す概略的なブロック図である。

　この第２実施形態に示す核医学診断装置１０Ａは、ＰＥＴ－ＣＴ装置やＳＰＥＣＴ－ＣＴ装置などの、Ｘ線ＣＴ装置との複合装置８０を構成する点で第１実施形態に示す核医学診断装置１０と異なる。他の構成および作用については図１に示す核医学診断装置１０と実質的に異ならないため、同じ構成には同一符号を付して説明を省略する。

　図１６に示すように、複合装置８０は、核医学診断装置１０Ａの核医学スキャナ装置１３および画像処理装置１４Ａのほか、Ｘ線スキャナ装置８１と、天板１５を備える寝台８２と、天板駆動装置８３とを有する。

　核医学スキャナ装置１３およびＸ線スキャナ装置８１は、天板１５が移送される円筒形状の中空部８４、８５をそれぞれ有する。

　天板駆動装置８３は、画像処理装置１４Ａにより制御されて、天板１５をｙ軸にそって昇降動させるとともに、中空部８５のＸ線照射場や中空部８４のガンマ線検出場へｚ軸に沿って天板１５を移送する。

　図１７に示すように、画像処理装置１４Ａは、入力部２１、表示部２２、記憶部２３、ネットワーク接続部２４および主制御部２５Ａを有する。

　また、図１７に示すように、Ｘ線スキャナ装置８１は、Ｘ線照射部９１、Ｘ線検出部９２およびＸ線データ収集部９３を有する。

　Ｘ線照射部９１は、Ｘ線管および絞りを有する。Ｘ線管は、高圧電源により電圧を印加されてＸ線を発生する。Ｘ線管が発生するＸ線は、ファンビームＸ線やコーンビームＸ線として被検体Ｐに向かって照射される。絞りは、画像処理装置１４Ａにより制御されて、Ｘ線管から照射されるＸ線のスライス方向の照射範囲を調整する。

　Ｘ線検出部９２は、１または複数のＸ線検出素子（電荷蓄積素子）により構成される。このＸ線検出素子は、Ｘ線管から照射されたＸ線を検知する。Ｘ線照射部９１およびＸ線検出部９２は、天板１５に載置された被検体Ｐを挟んで対向する位置となるよう回転体に支持される。

　このＸ線検出部９２としては、たとえばチャンネル（ＣＨ）方向に複数チャンネル、スライス方向に１列のＸ線検出素子を有するいわゆる１次元アレイ型（シングルスライス型）のものを用いることができる。また、チャンネル（ＣＨ）方向に複数チャンネル、スライス方向に複数列のＸ線検出素子を有するいわゆる２次元アレイ型（マルチスライス型）のものを用いてもよい。

　Ｘ線データ収集部９３は、Ｘ線検出部９２を構成するＸ線検出素子が検知した透過データの信号を増幅してデジタル信号に変換して、Ｘ線投影データとして画像処理装置１４Ａに与える。

　回転体は、Ｘ線照射部９１、Ｘ線検出部９２およびＸ線データ収集部９３を一体として保持する。回転体が画像処理装置１４Ａに制御されて回転することにより、Ｘ線照射部９１、Ｘ線検出部９２およびＸ線データ収集部９３は一体として被検体Ｐの周りを回転する。

　図１８は、第２実施形態に係る主制御部２５ＡのＣＰＵによる機能実現部の構成例を示す概略的なブロック図である。なお、この機能実現部は、ＣＰＵを用いることなく回路などのハードウエアロジックによって構成してもよい。

　図１８に示すように、主制御部２５ＡのＣＰＵは、ＲＯＭをはじめとする記憶媒体に記憶された画像処理プログラムによって、少なくとも核医学スキャン制御部３１、ガンマ線投影データ取得部３２、計数分配部３３、散乱線補正部３４Ａ、減弱補正部３５Ａ、核医学画像生成部３６、Ｘ線スキャン制御部９６およびＸ線ＣＴ画像生成部９７として機能する。この各部は、ＲＡＭの所要のワークエリアをデータの一時的な格納場所として利用する。

　Ｘ線スキャン制御部９６は、ユーザから入力部２１を介してスキャン計画の実行指示を受けて、スキャン計画にもとづいてＸ線スキャナ装置８１を制御してスキャンを実行する。スキャンにより収集されたＸ線投影データは、Ｘ線データ収集部９３からＸ線ＣＴ画像生成部９７に与えられる。

　また、天板駆動装置８３のモータに取付けられたエンコーダの出力は、Ｘ線データ収集部９３によりＸ線投影データと関連付けられて収集されて主制御部２５Ａに与えられてもよいし、Ｘ線データ収集部９３を介すことなく直接主制御部２５Ａに与えられてもよい。また、散乱線補正部３４Ａの画素値置換部３４ａＡが画素値置換処理の第１の手順（図１１参照）を用いない場合は、天板駆動装置８３のエンコーダ出力は主制御部２５Ａに与えられずともよい。

　Ｘ線ＣＴ画像生成部９７は、Ｘ線投影データにもとづいて第１のＸ線ＣＴ画像５１を生成し、散乱線補正部３４Ａおよび減弱補正部３５Ａに与える。

　散乱線補正部３４Ａの画素値置換部３４ａＡは、図９のステップＳ４１において、Ｘ線ＣＴ画像生成部９７により生成された第１のＸ線ＣＴ画像５１に対して画素値置換処理を行い第２のＸ線ＣＴ画像６１を生成する。

　減弱補正部３５Ａの減弱マップ生成部３５ａＡは、図１０のステップＳ５１において、Ｘ線ＣＴ画像生成部９７により生成された第１のＸ線ＣＴ画像５１に含まれる被検体Ｐの画像の画素値を用いて、Ｈｕ－Ｍｕ変換を行うことにより被検体Ｐのガンマ線減弱係数マップ（減弱マップ）を生成する。

　本実施形態に係る核医学診断装置１０Ａによっても、第１実施形態に係る核医学診断装置１０と同様の効果を奏する。また、本実施形態に係る核医学診断装置１０Ａを含む複合装置８０は、Ｘ線スキャナ装置８１を備える。このため、容易に同一被検体Ｐの同一部位に関するＸ線投影データおよびガンマ線投影データを得ることができる。

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

　たとえば、第１実施形態に係る核医学診断装置１０の主制御部２５は、第２実施形態に係る主制御部２５ＡのＸ線ＣＴ画像生成部９７の機能を有してもよく、この場合、主制御部２５は、Ｘ線ＣＴ装置１０１からＸ線投影データを受けて、このＸ線投影データにもとづいて第１のＸ線ＣＴ画像５１を生成してもよい
　また、散乱線補正部３４および３４Ａは、上述したテールフィッティング法と、ＤＥＷ、ＴＥＷなどの２つ以上のエネルギーウインドウを用いた散乱線補正方法とを組み合わせて散乱線補正を行なってもよい
　また、本発明の実施形態では、フローチャートの各ステップは、記載された順序に沿って時系列的に行われる処理の例を示したが、必ずしも時系列的に処理されなくとも、並列的あるいは個別実行される処理をも含むものである。

Claims

被検体に投与された放射性同位元素から放射されたガンマ線にもとづくガンマ線投影データを取得するガンマ線投影データ取得部と、
　第１のＸ線ＣＴ画像に含まれる非被検体領域の画素値を所定の画素値に置換した第２のＸ線ＣＴ画像にもとづいて、前記ガンマ線投影データに対して散乱線補正を行う散乱線補正部と、
　を備えた核医学診断装置。
前記散乱線補正部は、
　前記第２のＸ線ＣＴ画像をフォワードプロジェクションすることにより得られる順投影データにもとづいて、前記ガンマ線投影データに対して散乱線補正を行う、
　請求項１記載の核医学診断装置。
前記非被検体領域は、天板の画像の領域であり、
　前記所定の画素値は、空気のＣＴ値に対応する画素値である、
　請求項１記載の核医学診断装置。
前記第２のＸ線ＣＴ画像は、
　前記第１のＸ線ＣＴ画像に対する画像処理により前記非被検体領域が抽出されることにより、この非被検体領域の画素値を前記所定の画素値に置換された画像である、
　請求項１記載の核医学診断装置。
前記第２のＸ線ＣＴ画像は、
　前記ガンマ線投影データと同一被検体の同一部位から得たスキャノ画像から前記非被検体領域の位置が推定され、このスキャノ画像から推定された前記非被検体領域の位置の情報にもとづいて前記第１のＸ線ＣＴ画像における前記非被検体領域が抽出されることにより、この非被検体領域の画素値を前記所定の画素値に置換された画像である、
　請求項１記載の核医学診断装置。
前記第２のＸ線ＣＴ画像は、
　天板の駆動装置から受けた前記天板の位置の情報にもとづいて前記第１のＸ線ＣＴ画像における前記天板の画像が抽出されることにより、この天板の画像の画素値を前記所定の画素値に置換された画像である、
　請求項１記載の核医学診断装置。
前記第２のＸ線ＣＴ画像は、
　前記第１のＸ線ＣＴ画像に含まれる前記非被検体領域の画素値を前記所定の画素値に置換された後、さらに入力部を介したユーザによる指示に応じて残存する前記非被検体領域の画素値を前記所定の画素値に置換された画像である、
　請求項４記載の核医学診断装置。
前記散乱線補正部は、
　前記第１のＸ線ＣＴ画像について、この第１のＸ線ＣＴ画像に含まれる前記非被検体領域の画素値を前記所定の画素値に置換することにより前記第２のＸ線ＣＴ画像を生成する、
　請求項１記載の核医学診断装置。
前記散乱線補正部は、
　所定のスライスについて前記第１のＸ線ＣＴ画像から前記第２のＸ線ＣＴ画像を生成するとき、前記第１のＸ線ＣＴ画像に含まれる前記非被検体領域の画像内における画素位置の情報を記憶部に記憶させる、
　請求項８記載の核医学診断装置。
前記散乱線補正部は、
　前記記憶部に記憶された前記非被検体領域の画像内における画素位置の情報を用いて、他のスライスの前記第１のＸ線ＣＴ画像から前記第２のＸ線ＣＴ画像を生成する、
　請求項９記載の核医学診断装置。
前記散乱線補正部は、
　前記第２のＸ線ＣＴ画像をフォワードプロジェクションすることにより前記順投影データを生成する、
　請求項２記載の核医学診断装置。
前記第１のＸ線ＣＴ画像に含まれる前記被検体の画素値を用いて生成された前記被検体のガンマ線減弱係数マップにもとづいて前記ガンマ線投影データに対して減弱補正を行う減弱補正部、
　をさらに備えた請求項１記載の核医学診断装置。
前記減弱補正部は、
　前記第１のＸ線ＣＴ画像に含まれる前記被検体の画素値を用いて、前記被検体のガンマ線減弱係数マップを生成する、
　請求項１０記載の核医学診断装置。
前記散乱線補正部により散乱線補正された前記ガンマ線投影データにもとづいて核医学画像を生成して表示部に表示させる核医学画像生成部、
　をさらに備えた請求項１記載の核医学診断装置。
前記散乱線補正部は、前記ガンマ線投影データに対して、テールフィッティング法により散乱線補正を行う、
　請求項１記載の核医学診断装置。
被検体に投与された放射性同位元素から放射されたガンマ線にもとづくガンマ線投影データを取得するステップと、
　第１のＸ線ＣＴ画像に含まれる非被検体領域の画素値を所定の画素値に置換した第２のＸ線ＣＴ画像を取得するステップと、
　前記第２のＸ線ＣＴ画像にもとづいて、前記ガンマ線投影データに対して散乱線補正を行うステップと、
　を有する画像処理方法。