JP2011220719A - 核医学診断装置、医用画像処理装置および医用画像診断装置 - Google Patents

Abstract

【課題】多核種同時計数の可能な核医学診断装置において、散乱補正精度を向上させること。
【解決手段】核医学診断装置は、ガンマ線を検出するガンマ線検出部と、ガンマ線検出部からの出力に基づいて第１の核種に対応する第１のエネルギーウインドウに含まれるエネルギーを有するガンマ線の第１の計数分布データと、第２の核種に対応する第２のエネルギーウインドウに含まれるエネルギーを有するガンマ線の第２の計数分布データとを発生する計数分布データ発生部と、被検体に関する放射線の減弱係数分布を記憶する記憶部と、減弱係数分布と第１の計数分布データとに基づいて、減弱補正が行われた第１の画像データを再構成する再構成部と、第１の画像データと減弱係数分布とに基づいて第２のエネルギーウインドウに含まれるエネルギーを有する第１の核種に由来する第１の散乱線の計数分布を発生する散乱線計数分布発生部と、第１の散乱線の計数分布に基づいて第２の計数分布データに関して散乱補正を行う散乱補正部と、を具備する。
【選択図】図２

Description

本発明は、散乱線を補正する核医学診断装置、医用画像処理装置および医用画像診断装置に関する。

核医学診断装置の一つである単光子放出断層撮影（Single Photon Emission Computed Tomography：以下ＳＰＥＣＴと呼ぶ）装置を用いた撮影において、異なるエネルギーを有するガンマ線をそれぞれ放出する複数の核種を被検体に投与し、これら複数の核種それぞれに対応したＳＰＥＣＴ画像を同時に得ることがある。高エネルギー核種に由来する散乱線が、低いエネルギーを有するガンマ線（以下散乱線と呼ぶ）となる。このとき、散乱線を検出したガンマ線検出部からの出力が、当該ガンマ線に比べて低いエネルギーのガンマ線を放出する核種（以下低エネルギー核種と呼ぶ）に対応するエネルギーウインドウに混入することがある。散乱線の混入によって、低エネルギー核種のＳＰＥＣＴ画像には、コントラストの低下、定量性の低下などが生じる。この散乱線の混入を低減させるために、従来、散乱線の元になるガンマ線を放出する核種（以下高エネルギー核種と呼ぶ）の存在量を低エネルギー核種に比べて少なくする手法や、予め波高弁別器に設定された補正用のエネルギーウインドウに含まれるエネルギーを有するガンマ線の計数分布に基づいて、散乱線の混入量を推定し除去する手法を一般的に用いている。

しかしながら、高エネルギー核種の存在量を少なくすることは、検出器の感度の低下を招き画質を低下させる。感度の低下は計数分布データを収集する時間を長くすることである程度抑えることができるが、収集時間の延長は、被検体及び術者にとって負担である。また、散乱線の混入量を推定することは、数理的なファントムによって計算された投影データを解析することによって決定された係数を用いるので、術者にとって煩雑な操作であり大きな負担である。さらに、この混入量の評価は主観的なスコアによって判定されるため、補正の精度を示すパラメータが得られない問題がある。

特許第２０６５２９５号公報

M.Nakamura,Y.Nomura,"Feasible of Simultaneous Stress Tc-99m Sestamibi/Rest Tl-201 Dual-Isotope Myocardial Perfusion SPECT in the Detection of Coronary Artery Disease",J Nucl Med, 1999,Vol.40,p.895-903 L.A.Sheep, Y.Vardi,"Maximum Likehood Reconstruction for Emission Tomography",IEEE Transaction on Medical Imaging, 1982 October,Vol.MI-1, No.2, p.113-122

本発明の目的は、多核種同時計数の可能な核医学診断装置において、散乱補正精度を向上させることである。

請求項１に記載の発明は、被検体内から放出されるガンマ線を検出するガンマ線検出部と、前記ガンマ線検出部を前記被検体の周りに回転自在に支持する支持機構と、前記ガンマ線検出部からの出力に基づいて、第１の核種に対応する第１のエネルギーウインドウに含まれるエネルギーを有するガンマ線の第１の計数分布データと、第２の核種に対応する第２のエネルギーウインドウに含まれるエネルギーを有するガンマ線の第２の計数分布データとを発生する計数分布データ発生部と、前記被検体に関する放射線の減弱係数分布を記憶する記憶部と、前記記憶された減弱係数分布と前記第１の計数分布データとに基づいて、減弱補正が行われた第１の画像データを再構成する再構成部と、前記再構成された第１の画像データと前記減弱係数分布とに基づいて、前記第２のエネルギーウインドウに含まれるエネルギーを有する前記第１の核種に由来する第１の散乱線の計数分布を発生する散乱線計数分布発生部と、前記発生された第１の散乱線の計数分布に基づいて、前記第２の計数分布データに関して散乱補正を行う散乱補正部と、を具備することを特徴とする核医学診断装置である。

請求項３に記載の発明は、被検体内から放出されるガンマ線を検出するガンマ線検出部と、前記ガンマ線検出部を前記被検体の周りに回転自在に支持する支持機構と、前記ガンマ線検出部からの出力に基づいて、第１の核種に対応する第１のエネルギーウインドウに含まれるエネルギーを有するガンマ線の第１の計数分布データと、前記第１のエネルギーウインドウと第２の核種に対応する第２のエネルギーウインドウとの間の第３のエネルギーウインドウに含まれるエネルギーを有するガンマ線の第３の計数分布データとを発生する計数分布データ発生部と、前記被検体に関する放射線の減弱係数分布を記憶する記憶部と、前記記憶された減弱係数分布と前記第１の計数分布データとに基づいて、減弱補正が行われた第１の画像データを再構成する再構成部と、前記再構成された第１の画像データと前記減弱係数分布とに基づいて、前記第３のエネルギーウインドウに含まれるエネルギーを有する前記第１の核種に由来する第２の散乱線の計数分布を発生する散乱線計数分布発生部と、前記第２の散乱線の計数分布と前記第３の計数分布データとに基づいて、散乱補正の精度を示すパラメータを計算する散乱補正精度計算部と、を具備することを特徴とする核医学診断装置である。

請求項５に記載の発明は、被検体に関する放射線の減弱係数分布と、第１の核種に対応する第１のエネルギーウインドウに含まれるエネルギーを有するガンマ線の第１の計数分布データと、第２の核種に対応する第２のエネルギーウインドウに含まれるエネルギーを有するガンマ線の第２の計数分布データとを記憶する記憶部と、前記記憶された減弱係数分布と前記第１の計数分布データとに基づいて、減弱補正が行われた第１の画像データを再構成する再構成部と、前記再構成された第１の画像データと前記減弱係数分布とに基づいて、前記第２のエネルギーウインドウに含まれるエネルギーを有する前記第１の核種に由来する第１の散乱線の計数分布を発生する散乱線計数分布発生部と、前記発生された第１の散乱線の計数分布に基づいて、前記第２の計数分布データに関して散乱補正を行う散乱補正部と、を具備することを特徴とする医用画像処理装置である。

請求項７に記載の発明は、被検体に関する放射線の減弱係数分布と、第１の核種に対応する第１のエネルギーウインドウに含まれるエネルギーを有するガンマ線の第１の計数分布データと、前記第１のエネルギーウインドウと第２の核種に対応する第２のエネルギーウインドウとの間における第３のエネルギーウインドウに含まれるエネルギーを有するガンマ線の第３の計数分布データとを記憶する記憶部と、前記記憶された減弱係数分布と前記第１の計数分布データとに基づいて、減弱補正が行われた第１の画像データを再構成する再構成部と、前記再構成された第１の画像データと前記減弱係数分布とに基づいて、前記第３のエネルギーウインドウに含まれるエネルギーを有する前記第１の核種に由来する第２の散乱線の計数分布を発生する散乱線計数分布発生部と、前記第２の散乱線の計数分布と前記第３の計数分布データとに基づいて、散乱補正の精度を示すパラメータを計算する散乱補正精度計算部と、を具備することを特徴とする医用画像処理装置である。

請求項９に記載の発明は、透過型コンピュータ断層撮影装置と核医学診断装置とを有する医用画像診断装置において、前記透過型コンピュータ断層撮影装置は、放射線を発生する放射線発生部と、前記放射線発生部から発生され、被検体を透過した放射線を検出する放射線検出部と、前記放射線検出部からの出力に基づいて、前記被検体に関する減弱係数分布を発生する減弱係数分布発生部とを具備し、前記核医学診断装置は、前記被検体内から放出されるガンマ線を検出するガンマ線検出部と、前記ガンマ線検出部を前記被検体の周りに回転自在に支持する支持機構と、前記ガンマ線検出部からの出力に基づいて、第１の核種に対応する第１のエネルギーウインドウに含まれるエネルギーを有するガンマ線の第１の計数分布データと、第２の核種に対応する第２のエネルギーウインドウに含まれるエネルギーを有するガンマ線の第２の計数分布データとを発生する計数分布データ発生部と、前記減弱係数分布と前記第１の計数分布データとに基づいて、減弱補正が行われた第１の画像データを再構成する再構成部と、前記再構成された第１の画像データと前記減弱係数分布とに基づいて、前記第２のエネルギーウインドウに含まれるエネルギーを有する前記第１の核種に由来する第１の散乱線の計数分布を発生する散乱線計数分布発生部と、前記発生された第１の散乱線の計数分布に基づいて、前記第２の計数分布データに関して散乱補正を行う散乱補正部と、を具備することを特徴とする医用画像診断装置である。

請求項１１に記載の発明は、透過型コンピュータ断層撮影装置と核医学診断装置とを有する医用画像診断装置において、前記透過型コンピュータ断層撮影装置は、放射線を発生する放射線発生部と、前記放射線発生部から発生され、被検体を透過した放射線を検出する放射線検出部と、前記放射線検出部からの出力に基づいて、前記被検体に関する減弱係数分布を発生する減弱係数分布発生部とを具備し、前記核医学診断装置は、前記被検体内から放出されるガンマ線を検出するガンマ線検出部と、前記ガンマ線検出部を前記被検体の周りに回転自在に支持する支持機構と、前記ガンマ線検出部からの出力に基づいて、第１の核種に対応する第１のエネルギーウインドウに含まれるエネルギーを有するガンマ線の第１の計数分布データと、前記第１のエネルギーウインドウと第２の核種に対応する第２のエネルギーウインドウとの間の第３のエネルギーウインドウに含まれるエネルギーを有するガンマ線の第３の計数分布データとを発生する計数分布データ発生部と、前記減弱係数分布と前記第１の計数分布データとに基づいて、減弱補正が行われた第１の画像データを再構成する再構成部と、前記再構成された第１の画像データと前記減弱係数分布とに基づいて、前記第３のエネルギーウインドウに含まれるエネルギーを有する前記第１の核種に由来する第２の散乱線の計数分布を発生する散乱線計数分布発生部と、前記第２の散乱線の計数分布と前記第３の計数分布データとに基づいて、散乱補正の精度を示すパラメータを計算する散乱補正精度計算部と、を具備することを特徴とする医用画像診断装置である。

本発明によれば、多核種同時計数の可能な核医学診断装置において、散乱補正精度を向上できる。

図１は、本発明の第１の実施形態におけるＳＰＥＣＴ／ＣＴの外観を示す図である。 図２は、図１のＳＰＥＣＴ／ＣＴの構成を示す図である。 図３は、第１の実施形態において、第１の散乱線の計数分布に基づいて、第２の計数分布データに関して散乱補正を行う手順を示すフローチャートである。 図４は、第１の核種と第２の核種とによるエネルギースペクトラムとエネルギーウインドウとの一例を示す図である。 図５は、図３のフローチャートの概要を示す概要図である。 図６は、第２の実施形態におけるＳＰＥＣＴ／ＣＴの構成を示す図である。 図７は、第２の実施形態において、散乱補正の精度を示すパラメータを発生する手順を示すフローチャートである。 図８は、散乱補正の精度を示すパラメータを計算するために、第１の核種と第２の核種とによるエネルギースペクトラム上に、第１乃至第３のエネルギーウインドウを設定した一例を示す図である。 図９は、散乱補正の精度を示すパラメータの計算を説明するための説明図ある。 図１０は、図７のフローチャートの概要を示す概要図である。

以下、本発明の第１の実施形態を図面に従って説明する。なお、以下の説明において、略同一の機能及び構成を有する構成要素については、同一符号を付し、重複説明は必要な場合にのみ行う。
（第１の実施形態）
本実施形態は、典型的には透過型（トランスミッション）コンピュータ断層撮影（Computed Tomography：以下ＣＴと呼ぶ）装置と核医学診断装置とを有するＳＰＥＣＴ／ＣＴ、被検体の減弱係数分布を記憶した核医学診断装置に適用可能である。しかし、医用画像診断装置として、ＳＰＥＣＴ／ＣＴではなく、陽電子放出コンピュータ断層撮影（Positron Emission Computed Tomography：以下ＰＥＴと呼ぶ）装置とＸ線ＣＴ装置との複合装置（以下ＰＥＴ／ＣＴと呼ぶ）、または、被検体の減弱係数分布を記憶した核医学診断装置（ＳＰＥＣＴ装置またはＰＥＴ装置）単体に本実施形態を適用することも可能である。また、被検体の減弱係数分布を得るためにガンマ線線源（例えばガンマ線発生部）とガンマ線検出部とを対向させて、核医学診断装置に組み込んだ装置であってもよい。ここでは、典型的なＳＰＥＣＴ／ＣＴを例に説明する。

以下、説明の簡略化のために、高エネルギー核種（以下第１の核種と呼ぶ）と低エネルギー核種（以下第２の核種と呼ぶ）の２種類の核種が、被検体に投与されるものとして説明する。なお、被検体に投与される核種は、２種類に限定されない。すなわち、被検体に投与される核種は、ガンマ線の計数のピークに対応した当該ガンマ線のエネルギー（以下ピークエネルギーと呼ぶ）の異なる３種以上の核種でもよい。また、複数のピークエネルギーを有するガンマ線を放出する１種類の核種が、被検体に投与されてもよい。

図１は、本実施形態に係るＳＰＥＣＴ／ＣＴ１の外観を示す図である。図１に示すように、ＳＰＥＣＴ／ＣＴ１は、寝台３、天板５、ＳＰＥＣＴガントリ７、ＣＴガントリ９、データ処理装置１５、画像処理装置２１を有する。

寝台３は、被検体Ｐが載置される略長方形の形状を有する天板５と、天板５を長手方向、横手方向、上下方向に個々に移動可能に支持する図示していない天板支持機構とを有する。

ＳＰＥＣＴガントリ７は、天板５が送り込まれる略円筒形状である中空部１１を有する。

ＣＴガントリ９は、天板５が送り込まれる略円筒形状である中空部１３を有する。中空部１１の中心線１１１と中空部１３の中心線１１３とが略一致するように、ＳＰＥＣＴガントリ７とＣＴガントリ９とは配置される。

図２は本実施形態に係るＳＰＥＣＴ／ＣＴ１の構成を示す図である。同図に示すように、本ＳＰＥＣＴ／ＣＴ１は、ＳＰＥＣＴ装置２とＸ線ＣＴ装置１４とを有する。ＳＰＥＣＴ装置２は、ＳＰＥＣＴガントリ７を有する。Ｘ線ＣＴ装置１４は、ＣＴガントリ９を有する。

ＣＴガントリ９は、中空部１３を挟んで向かい合うようにＸ線発生部１０とＸ線検出部１２とを有する。Ｘ線発生部１０はＸ線を発生する。Ｘ線検出部１２は、Ｘ線発生部１０から発生され、被検体Ｐを透過したＸ線を検出し、検出されたＸ線のエネルギーに応じた電気信号を発生する。Ｘ線発生部１０とＸ線検出部１２とは、中空部１３周りに回転しながらＸ線照射とＸ線検出とが同期して、繰り返されるように制御される。

ＳＰＥＣＴガントリ７は、ガンマ線を検出するガンマ線検出部８を有する。支持機構６は、ガンマ線検出部８を被検体の周りに回転自在に支持する。支持機構６は、ガンマ線検出部８を制御部４７の制御のもとで、被検体Ｐの周りを所定の微小角度ごとに回転と停止を繰り返す。停止期間にガンマ線検出部８は、被検体Ｐに投与された第１の核種と第２の核種とから放出されるガンマ線を検出し、検出されたガンマ線のエネルギーに応じた波高値を有する電気信号を発生する。なお、ガンマ線検出部８は、中空部１１周りに沿ってリング状に配列されてもよい。ガンマ線検出部８がリング状に配列されたとき、支持機構６は、コリメータを被検体の周りに回転自在に支持する。

データ処理装置１５は、計数分布データ発生部１７と減弱係数分布発生部１９とを有する。

減弱係数分布発生部１９は、ＣＴガントリ９により多方向から収集された投影データに基づいて、減弱係数分布（被検体Ｐに関する減弱係数の３次元空間分布を示すボリュームデータ）を再構成する。減弱係数分布発生部１９は、再構成された減弱係数分布に基づいて、断面変換（MultiPlanar Reconstruction:以下ＭＰＲ変換と呼ぶ）により、ガンマ線検出部８に垂直な被検体Ｐの断面の減弱係数分布（以下断面減弱係数分布と呼ぶ）を発生する。

計数分布データ発生部１７は、図示していない波高弁別器を有している。波高弁別器は、ピークエネルギーに従って予め設定された波高値を上下限とした範囲（以下エネルギーウインドウと呼ぶ）によって、ガンマ線検出部８から出力された波高値を有する電気信号を弁別する。エネルギーウインドウは、例えば、それぞれの核種から放出されるガンマ線のピークエネルギーとＴＥＷ（Triple Energy Window）法とに従ってそれぞれ決定される。以下、第１の核種に固有のピークエネルギーを中心として所定幅に広がるエネルギーウインドウを第１のエネルギーウインドウと呼び、第２の核種に固有のピークエネルギーを中心とした所定幅に広がるエネルギーウインドウを第２のエネルギーウインドウと呼ぶ。なお、エネルギーウインドウの中心に対応するエネルギーやウインドウ幅は、入力装置４３を介して、ユーザにより適宜変更可能である。計数分布データ発生部１７は、弁別された電気信号を、ガンマ線検出部８に入射したガンマ線の位置ごとに、所定期間継続的に計数し、ガンマ線の計数の分布データを発生する。

計数分布データ発生部１７は、波高弁別器に設定された第１のエネルギーウインドウに含まれるエネルギーを有するガンマ線の計数の分布データ（以下高エネルギーＳＰＥＣＴデータと呼ぶ）をＴＥＷ法により補正（散乱補正）し、補正された計数の分布データ（以下第１の計数分布データと呼ぶ）を、微小角度ごとに発生する。計数分布データ発生部１７は、波高弁別器に設定された第２のエネルギーウインドウに含まれるエネルギーを有するガンマ線の計数の分布データ（以下第２の計数分布データと呼ぶ）を、微小角度ごとに発生する。なお、上記第１のエネルギーウインドウに含まれるエネルギーを有するガンマ線の計数の分布データに対する補正は、ＴＥＷ法に限定されるものではない。

ＴＥＷ法とは、核種固有のピークエネルギーを中心としたメインエネルギーウインドウの両側に新たなサブエネルギーウインドウを設定し、設定された両側のサブエネルギーウインドウに含まれるエネルギーを有するガンマ線の計数に基づいて、メインエネルギーウインドウに含まれる散乱線数を推定し、メインウインドウの計数値から推定された散乱線数を除去する方法である。

画像処理装置２１は、再構成部２３、散乱線計数分布発生部２５、散乱補正部２７、合成部３１、表示部３３、インターフェース部４１、入力装置４３、記憶部４５、制御部４７を有している。加えて画像処理装置２１には、ネットワークや心電計などが、インターフェース部４１を介して接続されてもよい。

再構成部２３は、断面減弱係数分布と第１の計数分布データとに基づいて、減弱補正を行いながら、被検体Ｐ内の第１の核種の空間的な濃度分布を表すＳＰＥＣＴ画像データ（以下第１の画像データと呼ぶ）を再構成する。再構成される第１の画像データは、ボリュームデータである。減弱補正を行いながらＳＰＥＣＴ画像を再構成する方法（減弱補正が組み込まれた再構成方法）として、例えば、逐次近似法である最大推定期待値最大化（Maximum Likelihood-Expectation Maximization：以下ＭＬ−ＥＭ）法や、ＭＬ−ＥＭ法を高速化したＯＳ−ＥＭ（Ordered Subsets-Expectation Maximization）法などがある。これらの方法は、測定された計数分布データがポアソン分布に従っているとの仮定のもとで、統計学的手法によって、確率的に最も可能性の高い断層像である被検体内の核種の空間的分布を推定する方法である。再構成部２３は、以下で説明する散乱補正部２７により散乱補正が行われた第２の計数分布データに基づいて、被検体Ｐ内の第２の核種の空間的な濃度分布を表すＳＰＥＣＴ画像データ（以下第２の散乱補正画像データと呼ぶ）を再構成する。

散乱線計数分布発生部２５は、再構成部２３で発生された第１の画像データと減弱係数分布とに基づいて、第２のエネルギーウインドウに含まれるエネルギーを有する第１の核種に由来する散乱線の計数分布（以下第１の散乱線の係数分布と呼ぶ）を、上記微小角度ごとに発生する。具体的には、第１の散乱線の計数分布は、モンテカルロシミュレーション（Monte Carlo simulation：以下ＭＣＳと呼ぶ）により出力される。ＭＣＳとは、乱数を用いて実行されるモンテカルロ法に基づくシミュレーションである。ＭＣＳに用いられるコードとして、例えばＥＧＳ（Electron Gamma Shower）やＧＥＡＮＴ（GEometry ANd Tracking）などがある。ＥＧＳとは、任意の元素、化合物あるいは混合物中の電子、陽電子あるいは光子の輸送を扱うことができるＭＣＳのコードである。ＧＥＡＮＴとは、任意の元素、化合物あるいは混合物中の電子、陽電子あるいは光子、中性子、重荷電粒子の輸送を扱うことができるＭＣＳのコードである。

散乱補正部２７は、散乱線計数分布発生部２５で発生された第１の散乱線の計数分布に基づいて、第２の計数分布データを上記微小角度ごとに散乱補正を行う。

合成部３１は、第２の散乱補正画像データに、第１の画像データを合成する。

表示部３３は、合成部３１で合成された画像を表示する。なお、表示部３３は、第２の散乱補正画像データと第１の画像データとを表示してもよい。

インターフェース部４１は、入力装置４３、ネットワーク、図示していない外部記憶装置および心電計等に関するインターフェースである。本ＳＰＥＣＴ／ＣＴ１によって得られた医用画像等のデータや解析結果等は、インターフェース部４１によって、ネットワークを介して他の装置に転送可能である。

入力装置４３は、インターフェース部４１に接続されユーザからの各種指示・命令・情報・選択・設定を本ＳＰＥＣＴ／ＣＴ１に取り込む。入力装置４３は、図示しないが、関心領域の設定などを行うためのトラックボール、スイッチボタン、マウス、キーボード等を有する。入力装置４３は、表示画面上に表示されるカーソルの座標を検出し、検出した座標を制御部４７に出力する。なお、入力装置４３は、表示画面を覆うように設けられたタッチパネルでもよい。この場合、入力装置４３は、電磁誘導式、電磁歪式、感圧式等の座標読み取り原理でタッチ指示された座標を検出し、検出した座標を制御部４７に出力する。

記憶部４５は、本ＳＰＥＣＴ／ＣＴ１の制御プログラム、散乱線の計数分布を計算するためのプログラム（例えば、ＥＧＳ４やＧＥＡＮＴ４）、ＴＥＷ法を実行するためのプログラム、ＯＳ−ＥＭ法を実行するためのプログラム、様々な核種に対応するエネルギーウインドウ（例えば、第１のエネルギーウインドウや第２のエネルギーウインドウ）、第１の計数分布データ、第２の計数分布データ、第１の画像データ、第２の散乱補正画像データ、発生された第１の散乱線の計数分布等を格納する。

制御部４７は、画像処理装置２１の中枢として機能する。制御部４７は、図示しないＣＰＵと記憶回路とを備える。制御部４７は、インターフェース部４１を介して入力装置４３から送られてくるユーザの指示や画像処理の条件などの情報を一時的に記憶した後、これらの情報に基づいて、第１および第２の計数分布データの収集や第１の画像データおよび第２の散乱補正画像データの表示に関する制御などを行う。制御部４７は、所定の画像発生・表示等を実行するための制御プログラムを、記憶部４５から読み出して自身が有するメモリ上に展開し、各種処理に関する演算・処理等を実行する。

（混入散乱線補正機能）
混入散乱線補正機能とは、第１の核種に由来するガンマ線であって、第２のエネルギーウインドウに混入する散乱線に関する第１の散乱線の計数分布をモンテカルロシミュレーションによって推定し、当該第１の散乱線の計数分布を用いて、第２の計数分布データを補正する機能である。以下、混入散乱線補正機能に従う処理（以下混入散乱線補正処理と呼ぶ）を説明する。混入散乱線補正処理では、ＭＣＳのコードとして、ＥＧＳ４を用いることとする。なお、ＭＣＳのコードとして、ＧＥＡＮＴ４などを用いることも可能である。

図３は、混入散乱線補正処理の手順を示すフローチャートである。
被検体に対するＸ線ＣＴスキャンおよびＳＰＥＣＴスキャンに先立って、ユーザは、入力装置４３にて患者情報の入力、発生されるＸ線の条件、検出されるＸ線およびガンマ線のデータ収集条件の設定や更新を行う。これらの設定や更新は、記憶部４５に保存される。これらの入力／選択／設定が終了したならば、制御部４７が、Ｘ線ＣＴスキャンおよびＳＰＥＣＴスキャンを行う。Ｘ線ＣＴスキャンにより多方向から収集された投影データに基づいて、被検体Ｐに関する減弱係数分布が再構成される（ステップＳａ１）。再構成された減弱係数分布に基づいて、ＭＰＲ変換により断面減弱係数分布が発生される。

ＳＰＥＣＴスキャンにより、被検体Ｐに投与された第１の核種および第２の核種から放出されたガンマ線が、微小角度ごとに検出される（ステップＳａ２）。以下説明を具体的に行うために、第１の核種としてＴｃ−９９ｍ（過テクネチウム酸ナトリウム）、第２の核種としてＴｌ−２０１（塩化タリウム）を一例として用いる。Ｔｃ−９９ｍのピークエネルギーは１４０ｋｅＶであり、Ｔｌ−２０１のピークエネルギーは７１ｋｅＶである。また、ＳＰＥＣＴ装置２のエネルギー分解能は、上記ピークエネルギーそれぞれに対して１０％であるとする。

ガンマ線が検出される（ステップＳａ２）と、当該ガンマ線のエネルギーに応じた波高値を有する電気信号が発生される。発生された電気信号は、波高弁別器に出力される。

波高弁別器には、被検体Ｐに投与された核種に対応した以下で説明するエネルギーウインドウが、記憶部４５から読み出され、予め設定される。Ｔｃ−９９ｍに関するエネルギーウインドウ（第１のエネルギーウインドウ）は、Ｔｃ−９９ｍのピークエネルギー（１４０ｋｅＶ）に対して±１０％（±１４ｋｅＶ）の幅（１２６ｋｅＶ〜１５４ｋｅＶ）で設定される。Ｔｌ−２０１に関するエネルギーウインドウ（第２のエネルギーウインドウ）は、Ｔｌ−２０１のピークエネルギー（７１ｋｅＶ）に対して±１０％（±７ｋｅＶ）の幅（６４ｋｅＶ〜７８ｋｅＶ）で設定される。１２６ｋｅＶ〜１５４ｋｅＶのエネルギーウインドウには、Ｔｃ−９９ｍのピークエネルギーである１４０ｋｅＶのガンマ線の散乱線による計数が混入している。この散乱線に由来する計数を除去するために、ＴＥＷ法が用いられる。ＴＥＷ法に用いられる第１のエネルギーウインドウの両側に設定されるサブエネルギーウインドウの幅は、一例として、ＴＥＷ法を適用するピークエネルギーに対して±７％であるとする。従って、サブエネルギーウインドウの幅は、１１６ｋｅＶ〜１２６ｋｅＶと１５４ｋｅＶ〜１６４ｋｅＶである。

図４は、Ｔｃ−９９ｍとＴｌ−２０１とによるエネルギースペクトラムとエネルギーウインドウとの一例を示す図である。図４における横軸は、検出されたガンマ線の波高値に対応したエネルギーである。縦軸は、検出されたガンマ線による計数である。ＨＰは、Ｔｃ−９９ｍに関するピークエネルギー（１４０ｋｅＶ）である。ＬＰは、Ｔｌ−２０１に関するピークエネルギー（７１ｋｅＶ）である。

図４における１１１および１１２は、Ｔｃ−９９ｍのピークエネルギー（１４０ｋｅＶ）に対する±１０％（±１４ｋｅＶ）の幅を示している。破線１ｓｔは、１２６ｋｅＶ〜１５４ｋｅＶで設定されるＴｃ−９９ｍに関するエネルギーウインドウ（第１のエネルギーウインドウ）を示している。２１１および２１２は、サブエネルギーウインドウの幅（１１６ｋｅＶ〜１２６ｋｅＶと１５４ｋｅＶ〜１６４ｋｅＶ）である。３１１および３１２は、Ｔｌ−２０１のピークエネルギー（７１ｋｅＶ）に対する±１０％（±７ｋｅＶ）の幅を示している。破線２ｎｄは、６４ｋｅＶ〜７８ｋｅＶで設定されるＴｌ−２０１に関するエネルギーウインドウ（第２のエネルギーウインドウ）を示している。

図４におけるＲＥＭは、ＴＥＷ法によって除去される１４０ｋｅＶのガンマ線による散乱線に由来する計数の分布を表している。１点鎖線ＨＲＩは、Ｔｃ−９９ｍに由来するガンマ線による計数分布を示している。点線ＬＲＩは、Ｔｌ−２０１に由来するガンマ線による計数分布を示している。実線は、ＨＲＩとＬＲＩとの和である。ｍｉｘは、２ｎｄの範囲に含まれるＴｃ−９９ｍに由来するガンマ線（ＨＲＩ）の計数の分布を示している。

Ｔｃ−９９ｍに関する第１の計数分布データは、Ｔｃ−９９ｍのエネルギーウインドウ（１２６ｋｅＶ〜１５４ｋｅＶ）に含まれる計数からＲＥＭに含まれる計数を減算することによって、微小角度ごとに発生される。Ｔｌ−２０１に関する第２の計数分布データは、Ｔｌ−２０１のエネルギーウインドウ（６４ｋｅＶ〜７８ｋｅＶ）に含まれるエネルギーを有するガンマ線の計数に基づいて、微小角度ごとに発生される（ステップＳａ３）。

ＭＰＲ変換により発生された断面減弱係数分布と第１の計数分布データとに基づいて、減弱補正を含めてＯＳ−ＥＭ法により第１の画像データ（高エネルギーＳＰＥＣＴ定量画像）が再構成される（ステップＳａ４）。減弱補正とは、放射線が物体を通過するとき、放射線量の減少による計数の誤差を含む計数分布を、減弱係数分布に基づいて補正することをいう。具体的には、被検体Ｐ内で放出されたガンマ線のエネルギーは、被検体Ｐ内を透過する際に被検体Ｐによりコンプトン散乱し、光電効果により減弱される。この減弱したガンマ線の個数は、減弱係数分布により計算される。減弱されたガンマ線の個数を、第１の計数分布データにおける計数値に加えることで、計測される計数分布が補正される。なお、定量画像とは、ＴＥＷ法による散乱補正とＯＳ−ＥＭ法による減弱補正とが行われた画像を意味している。

以下ＯＳ−ＥＭ法について具体的に説明する。まず、微小角度ごとに得られた第１の計数分布データによる計数分布データセットを、予め設定されたサブセット（部分集合）に分割する。以下、一例として、第１の計数分布データが、被検体Ｐの周囲３６０°に対して１５°ずつ等角度で取得された場合について説明する。計数分布データセットは、２４個の第１の計数分布データを有する。２４個の計数分布データセットに対して、サブセットの数が４個と設定された場合、ひとつのサブセットに含まれる第１の計数分布データの数は、６０°ごとの６個となる。なお、サブセットの数は、入力装置４３を介してユーザにより変更可能である。

ＯＳ−ＥＭ法を簡略に説明するために、２種の通し番号を用いる。第１の通し番号ｊは、再構成される画像における画素の座標（以下再構成画素座標と呼ぶ）として付与される番号である。再構成画素座標ｊに付与される番号は、１から再構成される画素の総数ｍまで（１≦ｊ≦ｍ）の自然数のいずれかである。第２の通し番号ｉは、ガンマ線検出部８における検出素子に付与されるものである。以下、第２の通し番号ｉについて説明する。いま、説明を簡単にするため、第１の計数分布データは、横手方向に１次元状に配列された複数の検出素子を有するガンマ線検出部８からの出力に基づいて発生されたものとする。検出素子それぞれは、第１の計数分布データにおける計数それぞれと対応している。ひとつのサブセットに含まれる第１の計数分布データそれぞれは、被検体Ｐに対する角度が異なるため、それぞれ異なる検出素子からの出力に基づいて、発生されたものとみなす。これにより、第２の通し番号ｉは、ひとつのサブセットに含まれる６個の第１の計数分布データにおける計数それぞれに対応した検出素子に対して付与される番号である。検出素子ｉに付与される番号は、１からサブセットに含まれる検出素子の総数ｎまで（１≦ｉ≦ｎ）の自然数のいずれかである。

次に、再構成画素座標ｊに対応する第１の核種から放出されたガンマ線に相当する光子数に対する検出素子ｉに到達する光子数の割合（以下検出確率と呼ぶ）が、再構成画素座標ｊと検出素子ｉとに対応付けて計算される。検出確率は、検出素子ｉと再構成画素座標ｊとの位置関係、再構成画素座標ｊから放出された光子数に対する検出素子ｉに到達するまでに減弱された光子数の割合（以下減弱割合と呼ぶ）等で決定される。減弱割合は、減弱係数分布により決定される。続いて、再構成画素座標ｊに対する再構成される初期の画像の画素値（以下初期画素値と呼ぶ）が、設定される。設定される初期画素値は、任意であり、例えば全画素値を「１」としてもよい。なお、設定される初期画素値は、入力装置４３を介してユーザにより変更可能である。

上記設定の後、サブセットに含まれる第１の計数分布データに基づいて、以下の計算が検出素子ｉごとに実行される。はじめに、再構成画素座標ｊに対してバックプロジェクション（back-projection）される計数データ（以下逆投影計数データと呼ぶ）が、検出素子ｉに対応した第１の計数分布データの計数と検出確率との積により計算される。次に、検出素子ｉにフォワードプロジェクション（forward-projection）される計数データ（以下投影計数データと呼ぶ）が、初期画素値と検出確率との積を第１の通し番号ｊについて１からｍまでの和をとることにより計算される。以上の計算結果から、逆投影計数データに対する投影計数データの比（以下計数データ比と呼ぶ）が計算される。

計算された計数データ比が、第２の通し番号ｉについて１からｎまで加算される。加算された計数データ比が、第２の通し番号ｉについて１からｎまでの検出確率に関する和で除される。除された値に再構成画素座標ｊを有する初期画素値を乗じた値を、再構成画素座標ｊに対応した再構成される画像の初期画素値に対する新たな画素値とする。

以上の計算が、全ての初期画素値について行われる。全ての初期画素値について新たな画素値が計算されると、新たな画素値を初期画素値として更新する。上記計算に用いられたサブセットと異なるサブセットに含まれる第１の計数分布データと、更新された初期画素値とを用いて、上記計算が繰り返される。

すべてのサブセットについて、上記計算が実行されると、予め設定された繰り返し回数に応じて、さらに上記計算が繰り返される。なお、繰り返し回数は、入力装置４３を介して、ユーザにより変更可能である。この繰り返し計算の結果、第１の画像データが再構成される。なお、ガンマ線検出部８が長手方向と横手方向との２次元方向に配列された検出素子から構成される場合、長手方向の検出素子の数に対応した再構成される第１の画像データが発生される。再構成された第１の画像データに基づいて、第１のボリュームデータが発生される。

発生された第１のボリュームデータと減弱係数分布とが、ＭＣＳのコードであるＥＧＳ４へ読み込まれる。第１のボリュームデータは、Ｔｃ−９９ｍから放出されるガンマ線の線源の空間分布を示している。被検体Ｐに関する減弱係数分布は、被検体Ｐ内を透過する放射線に関する減弱係数の分布を示している。減弱係数は、放出されたガンマ線が被検体Ｐ内を散乱せずに透過できる距離（以下平均自由行程と呼ぶ）を決定する確率密度分布に対応している。確率密度分布における確率は、モンテカルロ法により発生される乱数により決定される。決定された確率により、当該ガンマ線の平均自由行程が決定される。

放出されたガンマ線に関する被検体Ｐ内での散乱の発生は、散乱が発生する確率を示す散乱断面積によって決定される。散乱断面積は、モンテカルロ法により発生される乱数により決定される。決定された散乱断面積に基づいて、当該ガンマ線に関する散乱の発生の有無が決定される。

散乱されたガンマ線に関する散乱される方向は、クライン−仁科の微分断面積に対応する散乱角度の確率密度分布により決定される。散乱角度の確率密度分布における確率は、モンテカルロ法により発生される乱数により決定される。決定された確率により、当該ガンマ線の散乱される方向が決定される。

決定された平均自由行程、散乱の発生の有無、散乱角度により、Ｔｌ−２０１のエネルギーウインドウ（６４ｋｅＶ〜７８ｋｅＶ）に含まれるエネルギーを有するＴｃ−９９ｍに由来する散乱線（以下第１の散乱線と呼ぶ）の計数分布が、上記微小角度ごとに出力される（ステップＳａ５）。例えば、第１の散乱線の計数は、例えば図４におけるｍｉｘで示されている。

上記微小角度ごとに第２の計数分布データから第１の散乱線の計数分布を減算することで、第２の計数分布データに混入するＴｃ−９９ｍに由来する散乱線による計数を除去できる。このようにして、第２の計数分布データに対する散乱補正が行われる。（ステップＳａ６）。ステップＳａ６における処理は、図４の２ｎｄの範囲における実線からｍｉｘを減算する処理である。補正された２ｎｄにおける計数は、２ｎｄの範囲における点線であるＬＲＩで示されている。

微小角度ごとに散乱補正された第２の計数分布データを用いて、第２の散乱補正画像データが再構成される（ステップＳａ７）。図５は、図３の本混入散乱線補正機能におけるフローチャートの概要を示す概要図である。図５における楕円は、取得されるデータもしくは発生されるデータを示している。図５における長方形は、処理を示している。図５における２重楕円は、本混入散乱線補正機能の結果得られるデータを示している。

（第１の変形例）
本変形例と第１の実施形態との相違点を以下で説明する。第１の実施形態では、ＭＣＳによって発生された第１の散乱線の計数分布に基づいて、第２の計数分布データに関して散乱補正が行われる。本変形例では、まず、再構成部２３で、第１の散乱線の計数分布に基づいて第１の散乱線の画像データと、第２の計数分布データに基づいて第２の画像データとが再構成される。次に、散乱補正部２７で、再構成された第１の散乱線の画像データに基づいて、第２の画像データに関して散乱補正が行われる。

第１の実施形態と本変形例とにおける構成要素について、異なる処理が行われる構成要素について説明する。

再構成部２３は、第２の計数分布データに基づいて第２の画像データと、第１の散乱線の計数分布に基づいて第１の散乱線の画像データとを再構成する。

散乱補正部２７は、第１の散乱線の画像データに基づいて、第２の画像データに関して散乱補正を行う。

合成部３１は、散乱補正が行われた第２の画像データに第１の画像データを合成する。

表示部３３は、合成部３１で合成された画像を表示する。なお、表示部３３は、第１の画像データと散乱補正が行われた第２の画像データ（以下散乱補正画像データと呼ぶ）とを表示してもよい。

（混入散乱線補正機能）
本変形例における混入散乱線補正機能について、図３を参照しながら第１の実施形態と異なる機能について説明する。

ステップＳａ５の後、第１の散乱線の計数分布データに基づいて第１の散乱線の画像データと、第２の計数分布データに基づいて第２の画像データとが再構成される。続いて、再構成された第２の画像データから、第１の散乱線の画像データを画素ごとに減算することによって、散乱補正が行われた散乱補正画像データが発生される。

以上に述べた構成によれば、以下の効果を得ることができる。
本医用画像診断装置の第１の実施形態によれば、定量的な第１の画像データと減弱係数分布とに基づいたモンテカルロシミュレーションによって、第２のエネルギーウインドウに混入する第１の散乱線の計数分布を発生させる。続いて、第２の計数分布データから第１の散乱線の計数分布を減算することで、第２の計数分布データに混入する散乱線による計数を補正することができる。

本医用画像診断装置の第１の変形例によれば、第１の散乱線の計数分布に基づいて第１の散乱線の画像データと、第２の計数分布データに基づいて第２の画像データとが再構成される。続いて、再構成された第１の散乱線の画像データに基づいて、第２の画像データに関して散乱補正が行われる。

散乱線による計数の補正に用いられる第１の散乱線の計数分布は、定量的な第１の画像データと実測された減弱係数分布とに基づいたシミュレーションの結果であるため、従来と比べて精度が高くなる。これらのことから、混入する散乱線による計数の補正の精度は向上する。加えて、従来に比べて煩雑な操作が不要となり検査時間が短縮されるため、術者および被検体にとっての負担が軽減される。

なお、本実施形態の技術的思想で実現される核医学診断装置は、例えば、図２の２点鎖線内の構成要素を有する。このとき、混入散乱線補正機能における処理は、図３におけるステップＳａ１を削除したステップＳａ２からステップＳａ７までの処理となる。また、本実施形態で実現される医用画像処理装置は、例えば、図２における点線内の構成要素を有する。このとき、混入散乱線補正機能における処理は、図３におけるステップＳａ１とステップＳａ２とを削除したステップＳａ３からステップＳａ７までの処理となる。

（第２の実施形態）
第１の実施形態との相違は、第２の計数分布データに関する散乱補正の精度を示すパラメータ（以下散乱補正精度パラメータと呼ぶ）を計算することである。用いられるＭＣＳのコードは、ＥＧＳ４に限定されることはなく、例えばＧＥＡＮＴ４などのＥＧＳ４以外のＭＣＳのコードを用いることも可能である。以下に説明する第２の実施形態において、上述した第１の実施形態と同じ処理を行う構成要素については同符号を付してその詳細な説明は基本的に省略し、第１の実施形態と異なる処理を行う構成要素についてのみ説明する。なお、必要に応じて、第１の実施形態と重複する構成要素及び処理、図中の記号などを適宜説明する。

図６は、本実施形態に係るＳＰＥＣＴ／ＣＴ１の構成を示す図である。
計数分布データ発生部１７における波高弁別器には、第１のエネルギーウインドウと第２のエネルギーウインドウとの間に、散乱補正精度パラメータを計算するために第３のエネルギーウインドウが設定される。計数分布データ発生部１７は、波高弁別器により設定された第３のエネルギーウインドウに含まれるエネルギーを有するガンマ線の計数の分布データ（以下第３の計数分布データと呼ぶ）を、微小角度ごとに発生する。

散乱線計数分布発生部２５は、第１の画像データ（高エネルギーＳＰＥＣＴ定量画像）と減弱係数分布とに基づいて、第３のエネルギーウインドウに含まれるエネルギーを有する第１の核種（以下Ｔｃ−９９ｍとする）に由来する第２の散乱線の計数分布を、微小角度ごとに発生する。

散乱補正精度計算部２９は、計数分布データ発生部１７で発生された第３の計数分布データと、散乱線計数分布発生部２５で発生された第２の散乱線の計数分布とに基づいて、散乱補正精度パラメータを計算する。定量的な散乱補正精度パラメータは、例えば、平均２乗誤差の平方根（Root Mean Squared Error：以下ＲＭＳＥと呼ぶ）や平均２乗誤差（Mean Squared Error：以下ＭＳＥと呼ぶ）などを用いて計算される。本実施形態では、ＲＭＳＥを用いる。

表示部３３は、散乱補正精度パラメータを表示する。

記憶部４５は、散乱補正精度パラメータを計算するためのプログラム、第３のエネルギーウインドウ、第３の計数分布データ、第２の散乱線の計数分布等を格納する。

（散乱補正精度パラメータ計算機能）
散乱補正精度パラメータ計算機能とは、第３の計数分布データと第２の散乱線の計数分布とに基づいて、散乱補正精度パラメータを計算する機能である。以下、散乱補正精度パラメータ計算機能に従う処理（以下補正精度パラメータ計算処理と呼ぶ）を説明する。補正精度パラメータ計算処理では、第１の実施形態と同じＭＣＳのコード（ＥＧＳ４）を使用するものとする。

図７は、散乱補正精度パラメータを発生する手順を示すフローチャートである。
第１の実施形態に関するフローチャートである図３と異なる処理であるステップＳｂ３からステップＳｂ５までの処理を以下で説明する。

ガンマ線が検出される（ステップＳａ２）と、当該ガンマ線のエネルギーに応じた波高値を有する電気信号が発生される。発生された電気信号は、波高弁別器に出力される。

波高弁別器には、以下で説明する第３のエネルギーウインドウが、第１のエネルギーウインドウと第２のエネルギーウインドウとの間に設定される。具体的には、第３のエネルギーウインドウは、記憶部４５で記憶されたエネルギーウインドウから、被検体に投与された複数の核種に対応するエネルギーウインドウや当該複数の核種のピークエネルギーと対応づけて読み出され、波高弁別器に設定される。第３のエネルギーウインドウは、第１の核種から放出されるガンマ線の散乱線のみが存在するエネルギーの範囲である。本実施形態における第３のエネルギーウインドウは、一例として、１００ｋｅＶ〜１２０ｋｅＶで設定されるものとする。なお、第３のエネルギーウインドウは、入力装置４３を介して、ユーザにより適宜設定および変更可能である。

図８は、第１の核種であるＴｃ−９９ｍと第２の核種であるＴｌ−２０１とによるエネルギースペクトラム上に、第１乃至第３のエネルギーウインドウを設定した一例を示す図である。破線１ｓｔは、１２６ｋｅＶ〜１５４ｋｅＶで設定されるＴｃ−９９ｍに関するエネルギーウインドウ（第１のエネルギーウインドウ）を示している。破線２ｎｄは、６４ｋｅＶ〜７８ｋｅＶで設定されるＴｌ−２０１に関するエネルギーウインドウ（第２のエネルギーウインドウ）を示している。破線３ｒｄは、１００ｋｅＶ〜１２０ｋｅＶで設定されるエネルギーウインドウ（第３のエネルギーウインドウ）を示している。

第１の核種に対応する第１の計数分布データは、第１の実施形態における混入散乱線補正機能と同様に、微小角度ごとに発生される。第３の計数分布データは、第３のエネルギーウインドウ（１００ｋｅＶ〜１２０ｋｅＶ）に含まれるエネルギーを有するガンマ線の計数に基づいて、微小角度ごとに発生される（ステップＳｂ３）。

第１の画像データに基づいて発生された第１のボリュームデータと減弱係数分布とが、ＭＣＳのコードであるＥＧＳ４へ読み込まれる。第１のボリュームデータは、被検体内におけるＴｃ−９９ｍから放出されるガンマ線の線源の空間分布を示している。被検体Ｐに関する減弱係数分布は、被検体Ｐ内を透過するガンマ線に関する減弱係数の分布を示している。ＥＧＳ４は、読み込んだ第１のボリュームデータと減弱係数分布とに基づいて、第３のエネルギーウインドウ（１００ｋｅＶ〜１２０ｋｅＶ）に含まれるエネルギーを有するＴｃ−９９ｍに由来する散乱線の計数分布（以下第２の散乱線の計数分布と呼ぶ）を、上記微小角度ごとに出力する（ステップＳｂ４）。

第２の散乱線の計数分布と第３の計数分布データとに基づいて、上記微小角度ごとにＲＭＳＥを計算する。微小角度ごとに計算されたＲＭＳＥを微小角度の総数で除することによって、散乱補正精度パラメータが計算される（ステップＳｂ５）。ＲＭＳＥは、具体的には以下のように計算される。はじめに、第２の散乱線の計数分布と第３の計数分布データとにおける同一座標（被検体に対する同一な位置）を有する計数どうしが差分される。続いて、差分された値が２乗（以下２乗誤差と呼ぶ）される。全ての同一座標にわたる２乗誤差が加算される。加算された値が、第２の散乱線の計数分布もしくは第３の計数分布データのいずれか一方の座標の総数で除される。除された値について平方根が計算される。なお、散乱補正精度パラメータは、所定の角度における第２の散乱線の計数分布と第３の計数分布データとに基づいて、ＲＭＳＥを計算することも可能である。

図９は、ＲＭＳＥの計算を説明するための説明図ある。（ａ）は、第２の散乱線の計数分布を表すデータである。（ｂ）は、第３の計数分布データである。（ａ）、（ｂ）ともに、被検体に対する同一な位置で発生された計数分布であり、座標の総数をＮとする。ＡおよびＢは、それぞれの計数分布データにおける値（計数）である。ｋは、座標を識別するための副指数である。同一座標を有する計数どうしを差分することとは、Ａｋ−Ｂｋのことである。差分された値を２乗することとは、（Ａｋ−Ｂｋ）＾２のことである。２乗された値を全ての座標について加算することとは、Σ＿（ｋ＝１〜Ｎ）（（Ａｋ−Ｂｋ）＾２）のことである。加算された値を座標の総数Ｎで除することとは、Σ＿（ｋ＝１〜Ｎ）（（Ａｋ−Ｂｋ）＾２）／Ｎのことである。除された値について平方根を計算することとは、（Σ＿（ｉ＝１〜Ｎ）（（Ａｋ−Ｂｋ）＾２）／Ｎ）＾（１／２）のことである。このような計算が、微小角度ごとに行われる。

なお、このように計算された散乱補正精度パラメータは、第１の実施形態の合成部３１にて、表示部３３で表示される画像に合成されてもよい。

図１０は、図７の本散乱補正精度パラメータ計算機能におけるフローチャートの概要を示す概要図である。図１０における楕円は、取得されるデータもしくは発生されるデータを示している。図１０における長方形は、処理を示している。図１０における２重楕円は、本散乱補正精度パラメータ計算機能の結果、得られる散乱補正精度パラメータを示している。

（第２の変形例）
本変形例と第１の実施形態との相違点を以下で説明する。第２の実施形態では、ＭＣＳによって発生された第２の散乱線の計数分布と実測による第３の計数分布データとに基づいて、散乱補正精度パラメータが計算される。本変形例では、まず、再構成部２３で、第２の散乱線の計数分布に基づいて第２の散乱線の画像データと、第３の計数分布データに基づいて第３の画像データとが再構成される。次に、散乱補正精度計算部２９で、再構成された第２の散乱線の画像データと第３の画像データに基づいて、散乱補正精度パラメータが計算される。

第２の実施形態と本変形例とにおける構成要素について、異なる処理が行われる構成要素について説明する。

再構成部２３は、第３の計数分布データに基づいて第３の画像データと、第２の散乱線の計数分布に基づいて第２の散乱線の画像データとを再構成する。

散乱補正精度計算部２９は、第２の散乱線の画像データと第３の画像データとに基づいて、散乱補正精度パラメータを計算する。

（散乱補正精度パラメータ計算機能）
本変形例における散乱補正精度パラメータ計算機能について、図７を参照しながら第２の実施形態と異なる機能について説明する。

ステップＳｂ４の後、第２の散乱線の計数分布データに基づいて第２の散乱線の画像データと、第３の計数分布データに基づいて第３の画像データとが再構成される。再構成された第２の散乱線の画像データと第３の画像データとにおける同一座標を有する画素値を用いて、ＲＭＳＥが計算される。計算されたＲＭＳＥを散乱補正精度パラメータとする。

以上に述べた構成によれば、以下の効果を得ることができる。
本医用画像診断装置の第２の実施形態によれば、定量的な第１の画像データと減弱係数分布とに基づいたモンテカルロシミュレーションによって、第３のエネルギーウインドウに混入する第２の散乱線の計数分布を発生させる。続いて、第３のエネルギーウインドウに対応する第３の計数分布データが発生される。第２の散乱線の計数分布と第３の計数分布データとに基づいて、散乱補正精度パラメータが計算される。

本医用画像診断装置の第２の変形例によれば、第２の散乱線の計数分布に基づいて第２の散乱線の画像データと、第３の計数分布データに基づいて第３の画像データとが再構成される。続いて、再構成された第２の散乱線の画像データと第３の画像データに基づいて、散乱補正精度パラメータが計算される。

散乱線による計数の補正に用いられる第１の散乱線の計数分布は、定量的な第１の画像データと実測された減弱係数分布とに基づいたシミュレーションの結果であるため、従来と比べて精度が高くなる。これらのことから、散乱補正精度パラメータが、定量的かつ客観的に提供できる。加えて、散乱補正精度パラメータを計算する処理は、ユーザの操作なしに実行されるので、ユーザに対する負担が軽減される。

なお、本実施形態の技術的思想で実現される核医学診断装置は、例えば、図６の２点鎖線内の構成要素を有する。このとき、散乱補正精度パラメータ計算機能における処理は、図７におけるステップＳａ１を削除したステップＳａ２からステップＳｂ５までの処理となる。また、本実施形態の技術的思想で実現される医用画像処理装置は、例えば図６における点線内の構成要素を有する。このとき、散乱補正精度パラメータ計算機能における処理は、図７におけるステップＳａ１とステップＳａ２とを削除したステップＳｂ３からステップＳｂ５までの処理となる。

なお、本発明は上記実施形態そのままに限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化できる。また、上記実施形態に開示されている複数の構成要素の適宜な組み合わせにより、種々の発明を形成できる。例えば、実施形態に示される全構成要素から幾つかの構成要素を削除してもよい。さらに、異なる実施形態に亘る構成要素を適宜組み合わせてもよい。

本発明は、核医学診断装置、Ｘ線ＣＴ装置と核医学診断装置との複合装置（ＳＰＥＣＴ／ＣＴ、ＰＥＴ／ＣＴ）、医用画像処理装置について、複数核種もしくは複数のピークエネルギーを有する核種を用いて核医学検査を行う分野に利用可能性がある。

１…ＳＰＥＣＴ／ＣＴ、２…ＳＰＥＣＴ装置、３…寝台、５…天板、６…支持機構、７…ＳＰＥＣＴガントリ、８…ガンマ線検出部、９…ＣＴガントリ、１０…Ｘ線発生部、１１…中空部、１２…Ｘ線検出部、１３…中空部、１４…Ｘ線ＣＴ装置、１５…データ処理装置、１７…計数分布データ発生部、１９…減弱係数分布発生部、２１…画像処理装置、２３…再構成部、２５…散乱線計数分布発生部、２７…散乱補正部、２９…散乱補正精度計算部、３１…合成部、３３…表示部、４１…インターフェース部、４３…入力装置、４５…記憶部、４７…制御部、１１１…中空部１１の中心線、１１３…中空部１３の中心線

Claims (12)

1. 被検体内から放出されるガンマ線を検出するガンマ線検出部と、
   前記ガンマ線検出部を前記被検体の周りに回転自在に支持する支持機構と、
   前記ガンマ線検出部からの出力に基づいて、第１の核種に対応する第１のエネルギーウインドウに含まれるエネルギーを有するガンマ線の第１の計数分布データと、第２の核種に対応する第２のエネルギーウインドウに含まれるエネルギーを有するガンマ線の第２の計数分布データとを発生する計数分布データ発生部と、
   前記被検体に関する放射線の減弱係数分布を記憶する記憶部と、
   前記記憶された減弱係数分布と前記第１の計数分布データとに基づいて、減弱補正が行われた第１の画像データを再構成する再構成部と、
   前記再構成された第１の画像データと前記減弱係数分布とに基づいて、前記第２のエネルギーウインドウに含まれるエネルギーを有する前記第１の核種に由来する第１の散乱線の計数分布を発生する散乱線計数分布発生部と、
   前記発生された第１の散乱線の計数分布に基づいて、前記第２の計数分布データに関して散乱補正を行う散乱補正部と、
   を具備することを特徴とする核医学診断装置。
2. 前記再構成部は、前記第２の計数分布データに基づいて第２の画像データと、前記第１の散乱線の計数分布に基づいて第１の散乱線の画像データとを再構成し、
   散乱補正部は、前記第１の散乱線の画像データに基づいて、前記第２の画像データに関して散乱補正を行うこと、
   を特徴とする請求項１記載の核医学診断装置。
3. 被検体内から放出されるガンマ線を検出するガンマ線検出部と、
   前記ガンマ線検出部を前記被検体の周りに回転自在に支持する支持機構と、
   前記ガンマ線検出部からの出力に基づいて、第１の核種に対応する第１のエネルギーウインドウに含まれるエネルギーを有するガンマ線の第１の計数分布データと、前記第１のエネルギーウインドウと第２の核種に対応する第２のエネルギーウインドウとの間の第３のエネルギーウインドウに含まれるエネルギーを有するガンマ線の第３の計数分布データとを発生する計数分布データ発生部と、
   前記被検体に関する放射線の減弱係数分布を記憶する記憶部と、
   前記記憶された減弱係数分布と前記第１の計数分布データとに基づいて、減弱補正が行われた第１の画像データを再構成する再構成部と、
   前記再構成された第１の画像データと前記減弱係数分布とに基づいて、前記第３のエネルギーウインドウに含まれるエネルギーを有する前記第１の核種に由来する第２の散乱線の計数分布を発生する散乱線計数分布発生部と、
   前記第２の散乱線の計数分布と前記第３の計数分布データとに基づいて、散乱補正の精度を示すパラメータを計算する散乱補正精度計算部と、
   を具備することを特徴とする核医学診断装置。
4. 前記再構成部は、前記第３の計数分布データに基づいて第３の画像データと、前記第２の散乱線の計数分布に基づいて第２の散乱線の画像データとを再構成し、
   散乱補正精度計算部は、前記第２の散乱線の画像データと前記第３の画像データとに基づいて、散乱補正の精度を示すパラメータを計算すること、
   を特徴とする請求項３記載の核医学診断装置。
5. 被検体に関する放射線の減弱係数分布と、第１の核種に対応する第１のエネルギーウインドウに含まれるエネルギーを有するガンマ線の第１の計数分布データと、第２の核種に対応する第２のエネルギーウインドウに含まれるエネルギーを有するガンマ線の第２の計数分布データとを記憶する記憶部と、
   前記記憶された減弱係数分布と前記第１の計数分布データとに基づいて、減弱補正が行われた第１の画像データを再構成する再構成部と、
   前記再構成された第１の画像データと前記減弱係数分布とに基づいて、前記第２のエネルギーウインドウに含まれるエネルギーを有する前記第１の核種に由来する第１の散乱線の計数分布を発生する散乱線計数分布発生部と、
   前記発生された第１の散乱線の計数分布に基づいて、前記第２の計数分布データに関して散乱補正を行う散乱補正部と、
   を具備することを特徴とする医用画像処理装置。
6. 前記再構成部は、前記第２の計数分布データに基づいて第２の画像データと、前記第１の散乱線の計数分布に基づいて第１の散乱線の画像データとを再構成し、
   散乱補正部は、前記第１の散乱線の画像データに基づいて、前記第２の画像データに関して散乱補正を行うこと、
   を特徴とする請求項５記載の医用画像処理装置。
7. 被検体に関する放射線の減弱係数分布と、第１の核種に対応する第１のエネルギーウインドウに含まれるエネルギーを有するガンマ線の第１の計数分布データと、前記第１のエネルギーウインドウと第２の核種に対応する第２のエネルギーウインドウとの間における第３のエネルギーウインドウに含まれるエネルギーを有するガンマ線の第３の計数分布データとを記憶する記憶部と、
   前記記憶された減弱係数分布と前記第１の計数分布データとに基づいて、減弱補正が行われた第１の画像データを再構成する再構成部と、
   前記再構成された第１の画像データと前記減弱係数分布とに基づいて、前記第３のエネルギーウインドウに含まれるエネルギーを有する前記第１の核種に由来する第２の散乱線の計数分布を発生する散乱線計数分布発生部と、
   前記第２の散乱線の計数分布と前記第３の計数分布データとに基づいて、散乱補正の精度を示すパラメータを計算する散乱補正精度計算部と、
   を具備することを特徴とする医用画像処理装置。
8. 前記再構成部は、前記第３の計数分布データに基づいて第３の画像データと、前記第２の散乱線の計数分布に基づいて第２の散乱線の画像データとを再構成し、
   散乱補正精度計算部は、前記第２の散乱線の画像データと前記第３の画像データとに基づいて、散乱補正の精度を示すパラメータを計算すること、
   を特徴とする請求項７記載の医用画像処理装置。
9. 透過型コンピュータ断層撮影装置と核医学診断装置とを有する医用画像診断装置において、
   前記透過型コンピュータ断層撮影装置は、
   放射線を発生する放射線発生部と、
   前記放射線発生部から発生され、被検体を透過した放射線を検出する放射線検出部と、
   前記放射線検出部からの出力に基づいて、前記被検体に関する減弱係数分布を発生する減弱係数分布発生部とを具備し、
   前記核医学診断装置は、
   前記被検体内から放出されるガンマ線を検出するガンマ線検出部と、
   前記ガンマ線検出部を前記被検体の周りに回転自在に支持する支持機構と、
   前記ガンマ線検出部からの出力に基づいて、第１の核種に対応する第１のエネルギーウインドウに含まれるエネルギーを有するガンマ線の第１の計数分布データと、第２の核種に対応する第２のエネルギーウインドウに含まれるエネルギーを有するガンマ線の第２の計数分布データとを発生する計数分布データ発生部と、
   前記減弱係数分布と前記第１の計数分布データとに基づいて、減弱補正が行われた第１の画像データを再構成する再構成部と、
   前記再構成された第１の画像データと前記減弱係数分布とに基づいて、前記第２のエネルギーウインドウに含まれるエネルギーを有する前記第１の核種に由来する第１の散乱線の計数分布を発生する散乱線計数分布発生部と、
   前記発生された第１の散乱線の計数分布に基づいて、前記第２の計数分布データに関して散乱補正を行う散乱補正部と、
   を具備することを特徴とする医用画像診断装置。
10. 前記再構成部は、前記第２の計数分布データに基づいて第２の画像データと、前記第１の散乱線の計数分布に基づいて第１の散乱線の画像データとを再構成し、
    散乱補正部は、前記第１の散乱線の画像データに基づいて、前記第２の画像データに関して散乱補正を行うこと、
    を特徴とする請求項７記載の医用画像診断装置。
11. 透過型コンピュータ断層撮影装置と核医学診断装置とを有する医用画像診断装置において、
    前記透過型コンピュータ断層撮影装置は、
    放射線を発生する放射線発生部と、
    前記放射線発生部から発生され、被検体を透過した放射線を検出する放射線検出部と、
    前記放射線検出部からの出力に基づいて、前記被検体に関する減弱係数分布を発生する減弱係数分布発生部とを具備し、
    前記核医学診断装置は、
    前記被検体内から放出されるガンマ線を検出するガンマ線検出部と、
    前記ガンマ線検出部を前記被検体の周りに回転自在に支持する支持機構と、
    前記ガンマ線検出部からの出力に基づいて、第１の核種に対応する第１のエネルギーウインドウに含まれるエネルギーを有するガンマ線の第１の計数分布データと、前記第１のエネルギーウインドウと第２の核種に対応する第２のエネルギーウインドウとの間の第３のエネルギーウインドウに含まれるエネルギーを有するガンマ線の第３の計数分布データとを発生する計数分布データ発生部と、
    前記減弱係数分布と前記第１の計数分布データとに基づいて、減弱補正が行われた第１の画像データを再構成する再構成部と、
    前記再構成された第１の画像データと前記減弱係数分布とに基づいて、前記第３のエネルギーウインドウに含まれるエネルギーを有する前記第１の核種に由来する第２の散乱線の計数分布を発生する散乱線計数分布発生部と、
    前記第２の散乱線の計数分布と前記第３の計数分布データとに基づいて、散乱補正の精度を示すパラメータを計算する散乱補正精度計算部と、
    を具備することを特徴とする医用画像診断装置。
12. 前記再構成部は、前記第３の計数分布データに基づいて第３の画像データと、前記第２の散乱線の計数分布に基づいて第２の散乱線の画像データとを再構成し、
    散乱補正精度計算部は、前記第２の散乱線の画像データと前記第３の画像データとに基づいて、散乱補正の精度を示すパラメータを計算すること、
    を特徴とする請求項１１記載の医用画像診断装置。

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