JP2003000594A - 医用画像撮像装置 - Google Patents
医用画像撮像装置Info
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- A—HUMAN NECESSITIES
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Abstract
(57)【要約】
【課題】特定の組織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。 【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。
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
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、ガンマカメラ装置
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。
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。
【０００２】
【従来の技術】例えば、医療分野において、被検体に対
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。
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。
【０００３】しかしながら、音響インピーダンスの高い
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。
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。
【０００４】一方、被検体に投与した放射性同位元素
（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。
（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。
【０００５】さらに、このようなガンマカメラ装置にお
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）。
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）。
【０００６】しかしながら、このガンマカメラ装置で
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。
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。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】本発明は、特定の組織
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。
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。
【０００８】
【課題を解決するための手段】前記の課題を解決するた
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。
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。
【０００９】この場合、前記第２断層画像は、超音波が
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。
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。
【００１０】
【発明の実施の形態】図１は、本実施形態の医用画像撮
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。
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。
【００１１】プローブ１４は、被検体１２内の放射性同
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。
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。
【００１２】図２は、医用画像撮像装置１０の回路構成
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。
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。
【００１３】なお、開口部２４の間隔は、２値の疑似ラ
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。
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。
【００１４】また、プローブ１４を構成する超音波情報
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。
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。
【００１５】プローブ１４は、インターフェース回路４
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。
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。
【００１６】ここで、プローブ１４は、上述したガンマ
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。
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。
【００１７】図５〜図７は、単独に構成したガンマ線情
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。
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。
【００１８】本実施形態の医用画像撮像装置１０は、基
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。
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。
【００１９】先ず、被検体１２から放射されるガンマ線
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。
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。
【００２０】図８に示す模式図では、ガンマ線γを放射
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。
【００２１】ｊ番目のボクセルがある一定時間内に放射
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。
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。
【００２２】
【数１】
【００２３】放射線源から放射されるガンマ線γのカウ
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。
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。
【００２４】確率ｆijは、ｊ番目のボクセル、ｉ番目の
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。
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。
【００２５】すなわち、ｊ番目のボクセルから放射され
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。
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。
【００２６】放射線源の分布をＳ＝（Ｓ1，Ｓ2，…，Ｓ
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。
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。
【００２７】
【数２】
【００２８】情報処理装置１８では、（３）式の条件付
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。
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。
【００２９】図９は、情報処理装置１８において、
（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。
（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。
【００３０】先ず、被検体１２に投入された放射性同位
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。
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。
【００３１】次いで、ステップＳ３で求めた推定投影像
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）。
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）。
【００３２】ステップＳ３〜Ｓ８の処理を繰り返し行う
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）。
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）。
【００３３】次に、被検体１２に対して放射した超音波
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。
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。
【００３４】送受信回路３８の駆動に基づいて微小振動
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。
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。
【００３５】情報処理装置１８は、各微小振動子３６に
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。
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。
【００３６】次いで、情報処理装置１８におけるＣＰＵ
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。
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。
【００３７】ここで、ガンマ線情報検出部２０によって
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。
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。
【００３８】なお、図１に示すように構成されたプロー
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。
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。
【００３９】これに対して、図１１に示すように、ガン
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。
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。
【００４０】図１２は、ガンマ線情報検出部２０と超音
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。
【００４１】図１３は、ガンマ線情報検出部２０と超音
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。
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。
【００４２】図１４は、超音波情報検出部２２の両端部
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。
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。
【００４３】なお、図１１〜図１４に示す実施形態で
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。
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。
【００４４】
【発明の効果】以上のように、本発明によれば、ガンマ
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。
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。
【図１】本実施形態の医用画像撮像装置の構成図であ
る。
る。
【図２】本実施形態の医用画像撮像装置の回路構成ブロ
ック図である。
ック図である。
【図３】本実施形態のガンマ線情報検出部の回路構成ブ
ロック図である。
ロック図である。
【図４】本実施形態の超音波情報検出部の回路構成ブロ
ック図である。
ック図である。
【図５】本実施形態のガンマ線情報検出部の構成図であ
る。
る。
【図６】図５に示すガンマ線情報検出部の横断面図であ
る。
る。
【図７】図５に示すガンマ線情報検出部の縦断面図であ
る。
る。
【図８】本実施形態のガンマ線情報検出部により検出さ
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原理説明に供
する図である。
【図９】本実施形態のガンマ線情報検出部により検出さ
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。
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。
【図１０】本実施形態の医用画像撮像装置による断層画
像合成の説明図である。
像合成の説明図である。
【図１１】本実施形態の医用画像撮像装置の他の実施形
態の説明図である。
態の説明図である。
【図１２】本実施形態の医用画像撮像装置の他の実施形
態の説明図である。
態の説明図である。
【図１３】本実施形態の医用画像撮像装置の他の実施形
態の説明図である。
態の説明図である。
【図１４】本実施形態の医用画像撮像装置の他の実施形
態の説明図である。
態の説明図である。
１０…医用画像撮像装置 １２…被検体
１４…プローブ １８…情報処理装
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
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
─────────────────────────────────────────────────────
フロントページの続き
(72)発明者 佐々木 猛
群馬県伊勢崎市若葉町６−８
(72)発明者 土屋 秀二
神奈川県藤沢市羽取５−５−42
(72)発明者 江口 建三
東京都町田市小川1417
(72)発明者 ▲かく▼ 衛
千葉県市川市須和田１−２−13−201
(72)発明者 大和田野 克朗
東京都品川区大崎４−２−13−711
(72)発明者 流王 英樹
神奈川県藤沢市村岡東４−15−８−201
Ｆターム(参考） 2G088 EE01 FF04 GG17 KK29 KK32
4C301 AA01 CC01 EE11 FF30 GA01
JC14 KK12
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。
Priority Applications (4)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2001188113A JP3710398B2 (ja) | 2001-06-21 | 2001-06-21 | 医用画像撮像装置 |
| DE60239372T DE60239372D1 (de) | 2001-06-21 | 2002-06-18 | Medizinische Hybridabbildungsvorrichtung |
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