JP2003000594A - 医用画像撮像装置 - Google Patents
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Abstract
像を得ることのできる医用画像撮像装置を提供する。 【解決手段】被検体12に投与した放射性同位元素RI
から得られるガンマ線γをガンマ線情報検出部20によ
って検出し、これから得た第1断層画像をCRT56上
に形成するとともに、ガンマ線情報検出部20に並設し
た超音波情報検出部22によって検出して得た被検体1
2の第2断層画像を前記第1断層画像に重畳して形成す
ることにより、組織の相対的な位置関係が明確な断層画
像を得ることができる。
Description
と超音波装置とを一体化した医用画像撮像装置に関す
る。
して超音波を放射し、その反射波に基づき前記被検体の
断層画像を得るようにした超音波装置がある。この超音
波装置は、被検体の各組織による音響インピーダンスの
差に基づく反射波の到達時間差から断層画像を生成する
ものであり、小型で可搬性に富み、組織の断面形状を非
接触状態で把握できるものとして広汎に利用されてい
る。
生体組織、例えば、骨組織等の内部構造まで把握できる
わけではない。また、血液やリンパ液は、他の生体組織
に比較して音響インピーダンスが低く、従って、その状
態を把握することも困難である。
(RI)から得られるガンマ線を平面上に配置した複数
の検出器によりシンチレータを介して検出し、検出され
た情報に基づいて被検体の2次元内部情報を構築するよ
うにしたガンマカメラ装置(アンガーカメラ装置)が開
発されている。このガンマカメラ装置では、放射性同位
元素を吸収した特定の組織の鮮明な画像を得ることがで
きる。
いて、シンチレータの前面に所定の配列規則に従って多
数の開口部を形成した、いわゆる、符号化開口板を配置
し、得られた情報に基づいて被検体の3次元内部情報を
構築できるように構成したガンマカメラ装置が提案され
ている(計測自動制御学会論文集 Vol.28, No.4, 426/
432(1992)「M配列を用いた符号化開口放射型C
T」、(社)計測自動制御学会計測部門第17回センシ
ングフォーラム(2000)「符号化開口CTを用いた 99m
Tc3次元分布再構成」参照)。
は、放射性同位元素が分布する組織の情報を得ることは
できるが、被検体の他の組織に対するその組織の配置関
係を把握するためには、かなりの熟練を要するという問
題点が指摘されている。
を含む解析が容易な被検体の断層画像を得ることのでき
る医用画像撮像装置を提供することを目的とする。
めに、本発明は、被検体に投与した放射性同位元素から
得られるガンマ線を検出し、前記放射性同位元素の分布
から前記被検体の第1断層画像を得るためのガンマ線情
報検出部と、前記被検体に放射した超音波の反射波を検
出し、前記被検体の第2断層画像を得るための超音波情
報検出部と、前記第1断層画像と前記第2断層画像とを
合成して表示する画像合成表示部と、を備え、前記ガン
マ線情報検出部は、1次元に配列された複数のガンマ線
検出素子と、前記被検体および前記ガンマ線検出素子間
に配置される符号化開口板とを有し、前記超音波情報検
出部は、1次元に配列された複数の超音波送受信素子を
有することを特徴とする。
放射される前記被検体の全体の断層画像を示す一方、前
記第1断層画像は、前記第2断層画像における放射線同
位元素が分布する被検体の特定の組織の断層画像を示
す。これらの断層画像を合成して表示することにより、
他の組織との相対的な位置関係が明確となり、前記特定
の組織の断面画像を容易に把握、解析することができ
る。
像装置10を示す。この医用画像撮像装置10は、被検
体12の断層画像情報を取り込むプローブ14と、ケー
ブル16によってプローブ14に接続され、取り込まれ
た断層画像情報を処理する情報処理装置18(画像合成
表示部)とから基本的に構成される。
位元素RIから放射されるガンマ線γを検出するガンマ
線情報検出部20と、被検体12に対して放射した超音
波USの反射波に係る情報を検出する超音波情報検出部
22とを備える。この場合、ガンマ線情報検出部20お
よび超音波情報検出部22は、近接して並設される。
ブロックを示す。プローブ14を構成するガンマ線情報
検出部20は、多数のピンホール状の開口部24が形成
されたコリメータ26(符号化開口板)と、コリメータ
26を通過したガンマ線γを検出する複数の半導体検出
素子28(ガンマ線検出素子)とを備える。コリメータ
26を構成する開口部24と、複数の半導体検出素子2
8とは、図3に示すように、1次元状に配列される。コ
リメータ26に形成されている多数の開口部24の間隔
は、疑似ランダム系列であるM系列に従った所定の周期
パターンに設定される。この場合、M系列の自己相関関
数は、δ関数に近く、ピーク以外では相関関数値が一定
となる特徴を備えている。また、半導体検出素子28と
しては、例えば、CdTe、CdZnTe等を用いるこ
とができる。各半導体検出素子28は、信号増幅器30
を介してマルチプレクサ32に接続される。マルチプレ
クサ32は、各半導体検出素子28から供給されるガン
マ線検出信号を順次切り換えてカウンタ34に供給す
る。
ンダム系列であれば、M系列以外に、Q系列(平方剰余
系列)、Gold系列、Walsh符号等のものを使用
することも可能である。
検出部22は、超音波USを放射するとともに、被検体
12による超音波USの反射波を受信する圧電セラミッ
ク等からなる複数の微小振動子36(超音波送受信素
子)を備える。微小振動子36は、半導体検出素子28
に近接して並設されており、図4に示すように、1次元
状に配列される。各微小振動子36は、超音波USおよ
びその反射波の送受信を行う送受信回路38と、反射波
検出信号に対する前処理を行う前処理回路40とを介し
てマルチプレクサ42に接続される。マルチプレクサ4
2は、各微小振動子36から供給される反射波検出信号
を順次切り換えてA/D変換器44に供給する。
6を介して情報処理装置18に接続される。情報処理装
置18は、例えば、パソコンによって構成され、インタ
ーフェース回路48を介して受信したプローブ14から
のガンマ線検出信号および反射波検出信号を処理し、被
検体12の断層画像を構築する処理を行うCPU50を
備える。CPU50には、フレームバッファ52および
D/A変換器54を介して前記断層画像を表示するCR
T56が接続されるとともに、インターフェース回路5
8を介して所望の操作データを入力するためのキーボー
ド60およびマウス62が接続される。
線情報検出部20および超音波情報検出部22をそれぞ
れ独立に形成したものを接合し、一体化して構成するこ
ともできる。
報検出部64の具体例を示したものである。このガンマ
線情報検出部64は、図2に示す信号増幅器30、マル
チプレクサ32、カウンタ34およびインターフェース
回路46を含む信号処理回路が搭載された回路基板6
6、68と、回路基板66、68に連結される半導体検
出素子28とを収納する矩形状のケーシング70を備え
る。ケーシング70の一端部には、スペーサ72を介し
てコリメータ26が配設される。コリメータ26には、
半導体検出素子28に平行な方向に配列される複数の開
口部24が形成される。一方、ケーシング70の他端部
には、ガンマ線情報検出部64を情報処理装置18に接
続するためのコネクタ74が配設される。なお、コネク
タ74の近傍には、ガンマ線情報検出部64によるガン
マ線検出信号のカウント開始スイッチ76、ガンマ線情
報検出部64の動作状態を示す表示灯78、80等が配
設される。このように構成されるガンマ線情報検出部6
4においては、コリメータ26と半導体検出素子28と
の間隔がスペーサ72によって調整可能である。
本的には以上のように構成されるものであり、次に、こ
の医用画像撮像装置10の動作並びに作用効果について
説明する。
γをガンマ線情報検出部20によってカウントし、情報
処理装置18により処理することで第1断層画像を構築
する処理について説明する。
する放射線源(放射性同位元素RI)の存在し得る被検
体12を任意の断層においてn個のボクセルに分割し、
そのボクセルの1つをj(j=1、2、…、n)とし、
また、ガンマ線γを検出する半導体検出素子28の素子
数をmとし、その素子の1つをi(i=1、2、…、
m)としている。
するガンマ線γのカウント数の期待値をSj、i番目の
半導体検出素子28で一定時間内に検出されるガンマ線
γのカウント数の期待値をPi、実際に検出されるガン
マ線γのカウント数をP* iとする。j番目のボクセルか
ら放射されたガンマ線γがi番目の半導体検出素子28
で検出される確率をfijとすると、次の関係が成り立
つ。
ント数は、ポアソン分布に従ってランダムに変動するた
め、i番目の半導体検出素子28で検出されるカウント
数もランダムに変動し、その期待値Piは、(1)式で
与えられる。
半導体検出素子28、コリメータ26の開口部24の位
置関係および開口部24の配列パターンであるM系列か
ら幾何学的に決まる。しかしながら、ガンマ線γの吸収
や散乱がない理想的な条件下であっても、確率fijの値
を計算によって厳密に求めることは、計算量が多く困難
であるため、実際の計算では、ボクセル内の放射線源分
布がボクセルの中心に置いた点放射線源で代表されるも
のと仮定して近似的に求める。
てi番目の半導体検出素子28に到達するガンマ線γの
経路は、j番目のボクセルの中心を頂点とし、i番目の
半導体検出素子28を底面とする立錐を構成し、この立
錐の頂点の立体角をΩ、立錐が切り取るコリメータ26
上の面積に占める開口部24の面積の比(幾何光学的透
過率)をτとすると、確率fijは、 fij=(Ω/4π)・τ …(2) として与えられる。なお、ボクセルに比して半導体検出
素子28が小さい場合には、半導体検出素子28の中心
を頂点としてボクセルに接する面を底面とする立錐を構
成することにより、この立錐から確率fijをより高精度
に求めることができる。
n)、ガンマ線γのカウント数をP*=(P* 1,P* 2,
…,P* m)と表すと、この分布Sを観測するという条件
下でカウント数P*が得られる条件付き確率(尤度)P
rob(P*|S)は、ポアソン分布の式と(1)式と
を用いて、以下の(3)式で表される。なお、(3)式
において、記号「^」は、べき乗を表すものとする。
き確率Prob(P*|S)が最大となる放射線源の分
布Sを漸近的に求める。
(3)式を用いて放射線源の分布Sを具体的に求める際
のフローチャートを示す。
元素RIから放射されるガンマ線γをコリメータ26を
介して半導体検出素子28により検出し、信号増幅器3
0およびマルチプレクサ32を介してカウンタ34に導
入してカウントし、そのカウント信号を取り込むことに
より、放射線源の投影データであるカウント数P*を収
集する(ステップS1)。次に、推定放射線源の分布S
の初期値を設定した後(ステップS2)、放射線源の推
定投影像である期待値P=(P1,P2,…,P m)を計
算する(ステップS3)。なお、推定放射線源の分布S
の初期値は、例えば、一様分布となるように設定するこ
とができる。
である期待値Pと、ステップS1で収集した投影データ
であるカウント数P*とを比較し(ステップS4)、こ
れらが許容誤差内にあるか否かを判定し(ステップS
5)、許容誤差内にない場合には、推定投影像の不一致
量P*/Pを計算する(ステップS6)。そして、この
不一致量P*/Pを被検体12に対して逆投影すること
により(ステップS7)、推定放射線源の分布Sを修正
する(ステップS8)。
ことにより、期待値Pが漸近的にカウント数P*に近づ
くことになる。そして、ステップS5において、期待値
Pとカウント数P*とが許容誤差内にあると判定された
場合、そのときの推定放射線源の分布Sを、被検体12
の所望の断層面における第1断層画像データとしてフレ
ームバッファ52に出力する(ステップS9)。
USの反射波を超音波情報検出部22によって検出し、
情報処理装置18により処理することで第2断層画像を
構築する処理について説明する。
子36から放射された超音波USは、被検体12を構成
する組織によって一部が反射され、その反射波が反射波
検出信号として微小振動子36により検出される。各微
小振動子36は、検出した反射波検出信号を送受信回路
38および前処理回路40を介してマルチプレクサ42
に送信する。マルチプレクサ42は、送信された反射波
検出信号を順次切り換え、A/D変換器44およびイン
ターフェース回路46を介して情報処理装置18に送信
する。
よって検出された反射波検出信号から被検体12の組織
の位置情報を算出し、第2断層画像データとしてフレー
ムバッファ52に出力する。
50は、フレームバッファ52上において、図10に示
すように、ガンマ線情報検出部20から得られた第1断
層画像データに係る第1断層画像82と、超音波情報検
出部22から得られた第2断層画像データに係る第2断
層画像84とを重畳させ、合成された断層画像86を生
成する。そして、合成された断層画像86は、D/A変
換器54を介してCRT56に転送され、表示される。
検出されて得られた第1断層画像82は、放射性同位元
素RIの分布する部分のみの画像であるため、放射性同
位元素RIを吸収した組織の断層画像を得ることはでき
るが、被検体12の他の組織との位置関係が不明確であ
る。一方、超音波情報検出部22によって検出されて得
られた第2断層画像84からは、反射波が存在する組織
の断層画像を得ることができる。そして、これらの第1
断層画像82および第2断層画像84を重畳して得られ
た断層画像86からは、被検体12の他の組織に対する
位置関係が明確となった状態で放射性同位元素RIが吸
収された特定の組織の状態を容易に確認することができ
る。この場合、第1断層画像82と第2断層画像84と
を色を変えて表示するようにすれば、一層明確に組織の
状態を把握し、解析することができる。
ブ14においては、ガンマ線情報検出部20および超音
波情報検出部22を近接して並設しているため、それぞ
れによって得られる第1断層画像82および第2断層画
像84は、ガンマ線情報検出部20および超音波情報検
出部22の離間距離に対応した位置関係で重畳されるこ
とになる。従って、得られた断層画像86は、この距離
の許容範囲において、被検体12の組織の状態を表示し
ている。
マ線情報検出部20を半導体検出素子28の配列方向に
配設した回転軸88を中心として所定角度回動させ、ガ
ンマ線情報検出部20による撮像域90を超音波情報検
出部22による撮像域92に対して傾斜させて設定する
ことにより、撮像域90および92を交差させることが
できる。従って、交差する部位近傍において第1断層画
像82および第2断層画像84の位置を高精度に一致さ
せることができる。なお、超音波情報検出部22をガン
マ線情報検出部20に対して回動可能に構成してもよい
ことは勿論である。
波情報検出部22とをヒンジ94によって直線状に連結
し、一方を他方に対して回動可能に構成したものであ
り、この場合には、撮像域90および92が重畳する部
位において、第1断層画像82および第2断層画像84
の位置が確実に一致した断層画像86を得ることができ
る。
波情報検出部22とを対向配置したものであり、図12
の場合と同様に、第1断層画像82および第2断層画像
84の位置が一致した断層画像86を得ることができ
る。
にヒンジ96a、96bを介して2つのガンマ線情報検
出部20a、20bを直線状に連結し、各ガンマ線情報
検出部20a、20bを超音波情報検出部22に対して
回動可能に構成したものである。この場合、各ガンマ線
情報検出部20a、20bによって第1断層画像82に
係る情報が得られるため、一層高精度な第1断層画像8
2を構築することができる。従って、ガンマ線情報検出
部20a、20bの撮像域90a、90bおよび超音波
情報検出部22の撮像域92が重畳する部位において、
さらに良好な断層画像86を得ることができる。
は、ガンマ線情報検出部20、20a、20bおよび超
音波情報検出部22の位置を相互に調整可能とすること
により、被検体12の撮像する組織の部位に応じた状態
に設定して断層画像を取り込むことが可能となる。
線情報検出部によって得られた第1断層画像と、超音波
情報検出部によって得られた第2断層画像とを合成して
表示することにより、被検体の組織の相対的な位置関係
が明確な断層画像を得ることができる。この結果、当該
断層画像に基づく被検体の特定の組織の状態を極めて容
易に把握し、且つ、その解析を行うことができる。
る。
ック図である。
ロック図である。
ック図である。
る。
る。
る。
れたガンマ線情報に基づく断層画像構築の原理説明に供
する図である。
れたガンマ線情報に基づく断層画像構築の処理フローチ
ャートである。
像合成の説明図である。
態の説明図である。
態の説明図である。
態の説明図である。
態の説明図である。
置 20、20a、20b、64…ガンマ線情報検出部 22…超音波情報検出部 26…コリメータ 28…半導体検出素子 36…微小振動子 50…CPU 56…CRT 82…第1断層画像 84…第2断層画
像 86…断層画像
Claims (7)
- 【請求項1】被検体に投与した放射性同位元素から得ら
れるガンマ線を検出し、前記放射性同位元素の分布から
前記被検体の第1断層画像を得るためのガンマ線情報検
出部と、 前記被検体に放射した超音波の反射波を検出し、前記被
検体の第2断層画像を得るための超音波情報検出部と、 前記第1断層画像と前記第2断層画像とを合成して表示
する画像合成表示部と、 を備え、 前記ガンマ線情報検出部は、1次元に配列された複数の
ガンマ線検出素子と、前記被検体および前記ガンマ線検
出素子間に配置される符号化開口板とを有し、 前記超音波情報検出部は、1次元に配列された複数の超
音波送受信素子を有することを特徴とする医用画像撮像
装置。 - 【請求項2】請求項1記載の装置において、 前記ガンマ線情報検出部および前記超音波情報検出部
は、近接して並設されることを特徴とする医用画像撮像
装置。 - 【請求項3】請求項2記載の装置において、 前記ガンマ線情報検出部および前記超音波情報検出部
は、それぞれの撮像域を重畳させるべく、前記ガンマ線
検出素子および前記超音波送受信素子の配列方向を中心
として一方が他方に対し傾斜して設定されることを特徴
とする医用画像撮像装置。 - 【請求項4】請求項1記載の装置において、 前記ガンマ線情報検出部および前記超音波情報検出部
は、それぞれの撮像域を重畳させるべく、前記ガンマ線
検出素子の配列方向が前記超音波送受信素子の配列方向
に対して傾斜して設定されることを特徴とする医用画像
撮像装置。 - 【請求項5】請求項1記載の装置において、 前記ガンマ線情報検出部および前記超音波情報検出部
は、それぞれの撮像域を重畳させるべく、対向して配設
されることを特徴とする医用画像撮像装置。 - 【請求項6】請求項1記載の装置において、 撮像域が重畳する複数の前記ガンマ線情報検出部を備え
ることを特徴とする医用画像撮像装置。 - 【請求項7】請求項1〜6のいずれか1項に記載の装置
において、 前記ガンマ線情報検出部および前記超音波情報検出部
は、相互の位置関係が調整可能に構成されることを特徴
とする医用画像撮像装置。
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