JP2003294843A - 核医学イメージング装置 - Google Patents
核医学イメージング装置Info
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 被検体が均一な吸収体と予想できる場合に適
用される理論吸収係数を用いた吸収補正の精度を向上さ
せてアーティファクトの少ないエミッション画像を再構
成する。 【解決手段】 収集したエミッションデータを投影デー
タ形式上で投影角度ごとに位置方向に走査して閾値との
関係を判別して境界を抽出するとともに２値化境界情報
を得る境界抽出・２値化処理装置１５と、この２値化境
界情報に膨張フィルタと収縮フィルタを作用させて境界
を滑らかにする膨張・収縮フィルタ処理装置１６と、滑
らかにされた境界情報から輪郭画像を再構成し、吸収係
数を割り当てて吸収係数マップを作成する境界画像再構
成・吸収係数割り当て装置１７と、この吸収係数マップ
を用いてエミッションデータを補正する吸収補正回路１
８とを備える。
用される理論吸収係数を用いた吸収補正の精度を向上さ
せてアーティファクトの少ないエミッション画像を再構
成する。 【解決手段】 収集したエミッションデータを投影デー
タ形式上で投影角度ごとに位置方向に走査して閾値との
関係を判別して境界を抽出するとともに２値化境界情報
を得る境界抽出・２値化処理装置１５と、この２値化境
界情報に膨張フィルタと収縮フィルタを作用させて境界
を滑らかにする膨張・収縮フィルタ処理装置１６と、滑
らかにされた境界情報から輪郭画像を再構成し、吸収係
数を割り当てて吸収係数マップを作成する境界画像再構
成・吸収係数割り当て装置１７と、この吸収係数マップ
を用いてエミッションデータを補正する吸収補正回路１
８とを備える。
Description
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】この発明は、被検体（患者）
の体内に放射性薬剤を投与し、その薬剤から放出される
放射線を体外で検出することにより、その薬剤の患者体
内での分布イメージ（エミッション画像）を得る、ＰＥ
Ｔ（ Positron Emission Tomography ）装置などの核医
学イメージング装置に関する。 【０００２】 【従来の技術】放射性同位元素で標識した特定の薬剤を
人間などの生体内に投与すると、その薬剤は特定の臓器
や癌細胞などの特定病巣に集積する。そこで、その臓器
等に集積した薬剤から放出される放射線を、生体外部で
検出し、収集したエミッションデータを再構成すること
によりエミッション画像（放射性同位元素の分布イメー
ジ）を得ることができ、臓器や病巣などの形状を知るこ
とができて、診断に役立つ。ところが、体内の放射性同
位元素から放出される放射線を体外で検出するため、そ
の放射線が体内の組織で吸収され、その結果、収集され
たエミッションデータに誤差が含まれることが避けられ
ない。 【０００３】そこで、従来より、このエミッションデー
タの吸収補正がさまざまな方法でなされている。そのう
ち、頭部のように均一な吸収体と予想できる場合は、エ
ミッションデータから境界情報を抽出し、その境界情報
から輪郭画像を再構成し、その輪郭内に理論吸収係数値
を割り当てて吸収係数マップを作り、これによってエミ
ッションデータを補正した上で、画像再構成処理を行な
うようにしている。 【０００４】 【発明が解決しようとする課題】しかしながら、従来の
方法によると、再構成される輪郭画像が不適切なものと
なり、それが原因で、エミッションデータを吸収補正し
た後再構成したエミッション画像にアーティファクトが
生じるという問題がある。すなわち、収集されるエミッ
ションデータは統計精度が低いことが多いため、従来の
方法では抽出された境界情報に極端な凹凸が生じ、その
ような境界情報を用いて再構成された輪郭画像は不自然
・不適切なものとなってしまい、それを用いて吸収補正
したエミッションデータによる再構成エミッション画像
にアーティファクトが生じる。 【０００５】この発明は、上記従来法の欠点を改善し、
自然かつ適切な輪郭画像を得ることができ、それにより
再構成エミッション画像のアーティファクト発生を抑え
ることができるようにした、核医学イメージング装置を
提供することを目的とする。 【０００６】 【課題を解決するための手段】上記の目的を達成するた
め、この発明による核医学イメージング装置において
は、被検体内から放出される放射線を被検体外部で検出
する放射線検出手段と、該放射線検出手段によって検出
される放射線を投影方向および投影位置ごとにカウント
することによりエミッション投影データを収集するデー
タ収集手段と、該投影方向および投影位置ごとに収集さ
れるエミッション投影データに対して投影方向ごとに投
影位置方向に走査して、所定の閾値以上と以下とを分け
る境界情報を得る手段と、該境界情報を滑らかにするフ
ィルタを施す手段と、該フィルタを経た境界情報から輪
郭画像を再構成する手段と、該輪郭画像内に理論吸収係
数値を割り当てて吸収係数マップを作成する手段と、該
吸収係数マップを用いて上記のエミッション投影データ
の吸収補正を行なうとともにエミッション画像を再構成
する手段とが備えられることが特徴となっている。 【０００７】エミッション投影データに対して投影方向
ごとに投影位置方向に走査することにより、所定の閾値
以上と以下とを分ける境界情報を得ることができるが、
エミッションデータは統計精度が低いため、抽出された
境界に極端な凹凸が生じることが避けられず、これをそ
のまま用いて画像再構成を行ない輪郭画像を得ると、こ
の輪郭画像は不自然・不適切なものとなってしまう。そ
こで、この抽出された境界情報に対して境界を滑らかに
するフィルタをかける。すると上記の境界の極端な凹凸
がなくなって滑らかなものとなり、この境界情報から画
像再構成を行なうことにより自然で適切な輪郭画像を得
ることができる。そのため、この輪郭画像内に理論吸収
係数値を割り当てて吸収係数マップを得、この吸収係数
マップを用いてエミッション投影データの吸収補正を行
なうとともにエミッション画像を再構成することによ
り、アーティファクトの少ない、吸収補正されたエミッ
ション画像を得ることができる。 【０００８】 【発明の実施の形態】つぎに、この発明の実施の形態に
ついて図面を参照しながら詳細に説明する。図１はこの
発明の実施の形態を示すものである。この図１は、この
発明をリング型ＰＥＴ装置に適用した例を示している。
ＰＥＴ装置では、エミッション線源としてポジトロン放
出性核種を用いる。リング型ＰＥＴ装置は、図１に示す
ように、多数の放射線検出器１１をリング型に配列した
検出器リング型配列１０を用いる。ポジトロン放出性核
種で標識された薬剤が体内に投与された被検体３０が、
この検出器リング型配列１０で囲まれた検査領域内に置
かれる。この検査領域は検出器リング型配列１０と同心
円の円形の領域であり、その中心ｐ０は検出器リング型
配列１０の中心と一致している。 【０００９】たとえば被検体３０内の一点ｐ１でポジト
ロンが消滅すると、１８０°反対方向にガンマ線を放出
する。その１８０°反対方向に向かう２つのガンマ線は
２つの検出器１１に同時に入射して信号を生じ、この信
号がコインシデンス回路１２に入力されてその同時性が
判定される。２つの検出器１１から同時に検出信号が生
じたことが判定されることにより、その２つの検出器１
１を結ぶ直線上に核種が存在していることの位置情報が
得られる。この位置情報はその直線を特定するものであ
り、放射方向θと、θに直角な中心ｐ０を通る直線上の
位置（円形検査領域の直径方向位置）ｒで表される。 【００１０】アドレス変換器１３は、２つの検出器１１
の組み合わせを、それら２つの検出器１１を結ぶ直線を
表すアドレス（θ、ｒ）に変換するもので、コインシデ
ンス回路１２から１回出力が生じるごとにデータ収集メ
モリ１４の（θ、ｒ）のアドレスに「１」が加算され
る。 【００１１】このようなデータ収集を一定時間行なう
と、データ収集メモリ１４の各アドレス（θ、ｒ）に検
出放射線のカウント値が集積されることになる。こうし
て収集されたエミッションデータは、核種の分布を各方
向（各θ）から投影した投影データ（位置ｒ方向の分
布）となっており、アドレスごとのカウント値はｆ
（θ、ｒ）で表すことができる。このデータは、縦軸を
θ、横軸をｒとすると図２のようになる。ここでθは０
°〜１８０°の範囲内の各角度であり、ｒは、円形検査
領域の直径をＲとすると０〜Ｒの範囲内の各値となる。 【００１２】収集されたエミッションデータを画像再構
成装置１９に送って画像再構成処理を行えば核種の分布
イメージを再構成することができるが、吸収による誤差
を含んだものとなるため、その吸収補正のために吸収補
正回路１８を経るようにする。さらに、エミッションデ
ータは、境界抽出・２値化処理装置１５、膨張・収縮フ
ィルタ処理装置１６、輪郭画像再構成・吸収係数割り当
て装置１７に順次送られ、吸収補正回路１８で用いる吸
収係数マップが作られる。 【００１３】まず、境界抽出・２値化処理装置１５にお
いて、エミッションデータ（図２）上で境界が抽出され
る。これを拡大して示すと、図３に示すようにエミッシ
ョンデータは投影データの形式で各θ（たとえばθ１、
θ２、θ３、θ４、θ５、θ６、…）ごとにｒ方向に並
んでいるので、最初のθ１につきｒ方向にｒ＝０からｒ
＝Ｒに向けてデータｆ（θ、ｒ）の値を走査する。適当
な閾値を定め、ｆｒがこの閾値になった位置ｒ１（θ
１）で走査を中止し、０〜ｒ１（θ１）を領域１とす
る。その後、ｒ＝Ｒからｒ＝０に向けて同様に走査し、
閾値となった点ｒ２（θ１）で走査を中止し、ｒ２（θ
１）〜Ｒを領域１とする。残った部分｛ｒ１（θ１）＋
１｝〜｛ｒ２（θ１）−１｝を領域２とする。これをθ
２、θ３、…でも順次繰り返し、すべてのθにつき行な
う。 【００１４】こうして投影データ上で境界情報ｒ１
（θ）、ｒ２（θ）が得られるが、エミッションデータ
は統計精度が低いため、図３に示すように、θごとに激
しく変動し、極端な凹凸を形成し、連続性が低い。その
ため、このように不連続な境界情報を用いて画像再構成
を行ない、輪郭画像を得るなら、図８に示すような不自
然なものしか得られず、それを用いて吸収補正を行なう
と再構成エミッション画像にアーティファクトを生じ
る。 【００１５】そこで、輪郭情報を滑らかにする処理を行
なう。まず、境界抽出・２値化処理装置１５において、
図３に示すような、領域１を「１」、領域２を「０」と
した２値化画像を得る。そして、この２値化画像を膨張
・収縮フィルタ処理装置１６においてフィルタ処理す
る。膨張フィルタとしては図５に示すようなものを、収
縮フィルタとしては図６に示すようなものを用いる。こ
の例ではいずれも二次元８近傍をマトリクスとしたもの
としている。 【００１６】膨張フィルタは図５の（ａ）のように
「１」の近傍に「０」が存在する場合、その近傍ピクセ
ルを図５（ｂ）のようにすべて「１」とするものであ
る。このフィルタによって「１」の領域が膨張するため
膨張フィルタと呼ばれる。 【００１７】収縮フィルタは図６の（ａ）のように
「０」の近傍に「１」が存在する場合、その近傍ピクセ
ルを図６（ｂ）のようにすべて「０」とするものであ
る。このフィルタによって「１」の領域が収縮するため
収縮フィルタと呼ばれる。 【００１８】この膨張フィルタを２値化画像に対してか
けた後に、収縮フィルタをかけると、図３の極端な凹凸
を持つ画像が図４に示すような滑らな画像となる。 【００１９】こうして滑らかな境界を持つ境界情報が得
られるので、これを輪郭画像再構成・吸収係数割り当て
装置１７に送る。上記の境界情報を逆投影などのアルゴ
リズムで処理することにより、輪郭画像を再構成した
後、この輪郭画像内部に理論吸収係数を割り当てて吸収
係数マップを作る。こうして再構成される輪郭画像は図
７に示すように自然で適切なものとなる。 【００２０】吸収補正回路１８では、上記のようにして
求められた吸収係数マップを用いて投影データ形式のエ
ミッションデータの吸収補正を行なう。吸収補正の終わ
ったエミッションデータは画像再構成装置１９に送ら
れ、逆投影などのアルゴリズムで処理され、エミッショ
ン画像（核種の分布イメージ）を得る。このエミッショ
ン画像はディスプレイ装置２０で表示され、あるいは図
示しないが記録装置などに記録される。 【００２１】収集したエミッションデータの統計精度が
低いことから閾値処理によって抽出した境界情報は変動
（凹凸）の激しい不連続なものとなるが、膨張フィルタ
と収縮フィルタとをかけて滑らかにしているため、再構
成される輪郭画像は自然で適切なものとなり、それから
得た吸収係数マップを用いて補正したエミッションデー
タから画像を再構成することにより、アーティファクト
の抑えられたエミッション画像を得ることができる。 【００２２】なお、上記では膨張フィルタ、収縮フィル
タとして二次元８近傍マトリクスを例示したが、フィル
タのサイズやパラメータは種々なものを採用できる。ま
た、上記の例では膨張フィルタを先にかけた後収縮フィ
ルタをかけているが、逆の順序でもよい。さらに、この
発明は、リング型ＰＥＴ装置以外に、対向する検出器を
回転させるタイプのＰＥＴ装置や、他の核医学イメージ
ング装置にも適用できることはもちろんである。 【００２３】 【発明の効果】以上説明したように、従来、エミッショ
ンデータの統計精度が悪いときには滑らかな境界情報を
得ることができなかったが、この発明の核医学イメージ
ング装置によれば、エミッションデータの統計精度に依
存せずに常に滑らかな境界情報を得、それから適切な輪
郭画像を求めることができるようになり、その結果、吸
収補正の精度を向上させて、アーティファクトの少ない
エミッション画像の再構成が可能となる。
の体内に放射性薬剤を投与し、その薬剤から放出される
放射線を体外で検出することにより、その薬剤の患者体
内での分布イメージ（エミッション画像）を得る、ＰＥ
Ｔ（ Positron Emission Tomography ）装置などの核医
学イメージング装置に関する。 【０００２】 【従来の技術】放射性同位元素で標識した特定の薬剤を
人間などの生体内に投与すると、その薬剤は特定の臓器
や癌細胞などの特定病巣に集積する。そこで、その臓器
等に集積した薬剤から放出される放射線を、生体外部で
検出し、収集したエミッションデータを再構成すること
によりエミッション画像（放射性同位元素の分布イメー
ジ）を得ることができ、臓器や病巣などの形状を知るこ
とができて、診断に役立つ。ところが、体内の放射性同
位元素から放出される放射線を体外で検出するため、そ
の放射線が体内の組織で吸収され、その結果、収集され
たエミッションデータに誤差が含まれることが避けられ
ない。 【０００３】そこで、従来より、このエミッションデー
タの吸収補正がさまざまな方法でなされている。そのう
ち、頭部のように均一な吸収体と予想できる場合は、エ
ミッションデータから境界情報を抽出し、その境界情報
から輪郭画像を再構成し、その輪郭内に理論吸収係数値
を割り当てて吸収係数マップを作り、これによってエミ
ッションデータを補正した上で、画像再構成処理を行な
うようにしている。 【０００４】 【発明が解決しようとする課題】しかしながら、従来の
方法によると、再構成される輪郭画像が不適切なものと
なり、それが原因で、エミッションデータを吸収補正し
た後再構成したエミッション画像にアーティファクトが
生じるという問題がある。すなわち、収集されるエミッ
ションデータは統計精度が低いことが多いため、従来の
方法では抽出された境界情報に極端な凹凸が生じ、その
ような境界情報を用いて再構成された輪郭画像は不自然
・不適切なものとなってしまい、それを用いて吸収補正
したエミッションデータによる再構成エミッション画像
にアーティファクトが生じる。 【０００５】この発明は、上記従来法の欠点を改善し、
自然かつ適切な輪郭画像を得ることができ、それにより
再構成エミッション画像のアーティファクト発生を抑え
ることができるようにした、核医学イメージング装置を
提供することを目的とする。 【０００６】 【課題を解決するための手段】上記の目的を達成するた
め、この発明による核医学イメージング装置において
は、被検体内から放出される放射線を被検体外部で検出
する放射線検出手段と、該放射線検出手段によって検出
される放射線を投影方向および投影位置ごとにカウント
することによりエミッション投影データを収集するデー
タ収集手段と、該投影方向および投影位置ごとに収集さ
れるエミッション投影データに対して投影方向ごとに投
影位置方向に走査して、所定の閾値以上と以下とを分け
る境界情報を得る手段と、該境界情報を滑らかにするフ
ィルタを施す手段と、該フィルタを経た境界情報から輪
郭画像を再構成する手段と、該輪郭画像内に理論吸収係
数値を割り当てて吸収係数マップを作成する手段と、該
吸収係数マップを用いて上記のエミッション投影データ
の吸収補正を行なうとともにエミッション画像を再構成
する手段とが備えられることが特徴となっている。 【０００７】エミッション投影データに対して投影方向
ごとに投影位置方向に走査することにより、所定の閾値
以上と以下とを分ける境界情報を得ることができるが、
エミッションデータは統計精度が低いため、抽出された
境界に極端な凹凸が生じることが避けられず、これをそ
のまま用いて画像再構成を行ない輪郭画像を得ると、こ
の輪郭画像は不自然・不適切なものとなってしまう。そ
こで、この抽出された境界情報に対して境界を滑らかに
するフィルタをかける。すると上記の境界の極端な凹凸
がなくなって滑らかなものとなり、この境界情報から画
像再構成を行なうことにより自然で適切な輪郭画像を得
ることができる。そのため、この輪郭画像内に理論吸収
係数値を割り当てて吸収係数マップを得、この吸収係数
マップを用いてエミッション投影データの吸収補正を行
なうとともにエミッション画像を再構成することによ
り、アーティファクトの少ない、吸収補正されたエミッ
ション画像を得ることができる。 【０００８】 【発明の実施の形態】つぎに、この発明の実施の形態に
ついて図面を参照しながら詳細に説明する。図１はこの
発明の実施の形態を示すものである。この図１は、この
発明をリング型ＰＥＴ装置に適用した例を示している。
ＰＥＴ装置では、エミッション線源としてポジトロン放
出性核種を用いる。リング型ＰＥＴ装置は、図１に示す
ように、多数の放射線検出器１１をリング型に配列した
検出器リング型配列１０を用いる。ポジトロン放出性核
種で標識された薬剤が体内に投与された被検体３０が、
この検出器リング型配列１０で囲まれた検査領域内に置
かれる。この検査領域は検出器リング型配列１０と同心
円の円形の領域であり、その中心ｐ０は検出器リング型
配列１０の中心と一致している。 【０００９】たとえば被検体３０内の一点ｐ１でポジト
ロンが消滅すると、１８０°反対方向にガンマ線を放出
する。その１８０°反対方向に向かう２つのガンマ線は
２つの検出器１１に同時に入射して信号を生じ、この信
号がコインシデンス回路１２に入力されてその同時性が
判定される。２つの検出器１１から同時に検出信号が生
じたことが判定されることにより、その２つの検出器１
１を結ぶ直線上に核種が存在していることの位置情報が
得られる。この位置情報はその直線を特定するものであ
り、放射方向θと、θに直角な中心ｐ０を通る直線上の
位置（円形検査領域の直径方向位置）ｒで表される。 【００１０】アドレス変換器１３は、２つの検出器１１
の組み合わせを、それら２つの検出器１１を結ぶ直線を
表すアドレス（θ、ｒ）に変換するもので、コインシデ
ンス回路１２から１回出力が生じるごとにデータ収集メ
モリ１４の（θ、ｒ）のアドレスに「１」が加算され
る。 【００１１】このようなデータ収集を一定時間行なう
と、データ収集メモリ１４の各アドレス（θ、ｒ）に検
出放射線のカウント値が集積されることになる。こうし
て収集されたエミッションデータは、核種の分布を各方
向（各θ）から投影した投影データ（位置ｒ方向の分
布）となっており、アドレスごとのカウント値はｆ
（θ、ｒ）で表すことができる。このデータは、縦軸を
θ、横軸をｒとすると図２のようになる。ここでθは０
°〜１８０°の範囲内の各角度であり、ｒは、円形検査
領域の直径をＲとすると０〜Ｒの範囲内の各値となる。 【００１２】収集されたエミッションデータを画像再構
成装置１９に送って画像再構成処理を行えば核種の分布
イメージを再構成することができるが、吸収による誤差
を含んだものとなるため、その吸収補正のために吸収補
正回路１８を経るようにする。さらに、エミッションデ
ータは、境界抽出・２値化処理装置１５、膨張・収縮フ
ィルタ処理装置１６、輪郭画像再構成・吸収係数割り当
て装置１７に順次送られ、吸収補正回路１８で用いる吸
収係数マップが作られる。 【００１３】まず、境界抽出・２値化処理装置１５にお
いて、エミッションデータ（図２）上で境界が抽出され
る。これを拡大して示すと、図３に示すようにエミッシ
ョンデータは投影データの形式で各θ（たとえばθ１、
θ２、θ３、θ４、θ５、θ６、…）ごとにｒ方向に並
んでいるので、最初のθ１につきｒ方向にｒ＝０からｒ
＝Ｒに向けてデータｆ（θ、ｒ）の値を走査する。適当
な閾値を定め、ｆｒがこの閾値になった位置ｒ１（θ
１）で走査を中止し、０〜ｒ１（θ１）を領域１とす
る。その後、ｒ＝Ｒからｒ＝０に向けて同様に走査し、
閾値となった点ｒ２（θ１）で走査を中止し、ｒ２（θ
１）〜Ｒを領域１とする。残った部分｛ｒ１（θ１）＋
１｝〜｛ｒ２（θ１）−１｝を領域２とする。これをθ
２、θ３、…でも順次繰り返し、すべてのθにつき行な
う。 【００１４】こうして投影データ上で境界情報ｒ１
（θ）、ｒ２（θ）が得られるが、エミッションデータ
は統計精度が低いため、図３に示すように、θごとに激
しく変動し、極端な凹凸を形成し、連続性が低い。その
ため、このように不連続な境界情報を用いて画像再構成
を行ない、輪郭画像を得るなら、図８に示すような不自
然なものしか得られず、それを用いて吸収補正を行なう
と再構成エミッション画像にアーティファクトを生じ
る。 【００１５】そこで、輪郭情報を滑らかにする処理を行
なう。まず、境界抽出・２値化処理装置１５において、
図３に示すような、領域１を「１」、領域２を「０」と
した２値化画像を得る。そして、この２値化画像を膨張
・収縮フィルタ処理装置１６においてフィルタ処理す
る。膨張フィルタとしては図５に示すようなものを、収
縮フィルタとしては図６に示すようなものを用いる。こ
の例ではいずれも二次元８近傍をマトリクスとしたもの
としている。 【００１６】膨張フィルタは図５の（ａ）のように
「１」の近傍に「０」が存在する場合、その近傍ピクセ
ルを図５（ｂ）のようにすべて「１」とするものであ
る。このフィルタによって「１」の領域が膨張するため
膨張フィルタと呼ばれる。 【００１７】収縮フィルタは図６の（ａ）のように
「０」の近傍に「１」が存在する場合、その近傍ピクセ
ルを図６（ｂ）のようにすべて「０」とするものであ
る。このフィルタによって「１」の領域が収縮するため
収縮フィルタと呼ばれる。 【００１８】この膨張フィルタを２値化画像に対してか
けた後に、収縮フィルタをかけると、図３の極端な凹凸
を持つ画像が図４に示すような滑らな画像となる。 【００１９】こうして滑らかな境界を持つ境界情報が得
られるので、これを輪郭画像再構成・吸収係数割り当て
装置１７に送る。上記の境界情報を逆投影などのアルゴ
リズムで処理することにより、輪郭画像を再構成した
後、この輪郭画像内部に理論吸収係数を割り当てて吸収
係数マップを作る。こうして再構成される輪郭画像は図
７に示すように自然で適切なものとなる。 【００２０】吸収補正回路１８では、上記のようにして
求められた吸収係数マップを用いて投影データ形式のエ
ミッションデータの吸収補正を行なう。吸収補正の終わ
ったエミッションデータは画像再構成装置１９に送ら
れ、逆投影などのアルゴリズムで処理され、エミッショ
ン画像（核種の分布イメージ）を得る。このエミッショ
ン画像はディスプレイ装置２０で表示され、あるいは図
示しないが記録装置などに記録される。 【００２１】収集したエミッションデータの統計精度が
低いことから閾値処理によって抽出した境界情報は変動
（凹凸）の激しい不連続なものとなるが、膨張フィルタ
と収縮フィルタとをかけて滑らかにしているため、再構
成される輪郭画像は自然で適切なものとなり、それから
得た吸収係数マップを用いて補正したエミッションデー
タから画像を再構成することにより、アーティファクト
の抑えられたエミッション画像を得ることができる。 【００２２】なお、上記では膨張フィルタ、収縮フィル
タとして二次元８近傍マトリクスを例示したが、フィル
タのサイズやパラメータは種々なものを採用できる。ま
た、上記の例では膨張フィルタを先にかけた後収縮フィ
ルタをかけているが、逆の順序でもよい。さらに、この
発明は、リング型ＰＥＴ装置以外に、対向する検出器を
回転させるタイプのＰＥＴ装置や、他の核医学イメージ
ング装置にも適用できることはもちろんである。 【００２３】 【発明の効果】以上説明したように、従来、エミッショ
ンデータの統計精度が悪いときには滑らかな境界情報を
得ることができなかったが、この発明の核医学イメージ
ング装置によれば、エミッションデータの統計精度に依
存せずに常に滑らかな境界情報を得、それから適切な輪
郭画像を求めることができるようになり、その結果、吸
収補正の精度を向上させて、アーティファクトの少ない
エミッション画像の再構成が可能となる。
【図面の簡単な説明】
【図１】この発明の実施の形態を示すブロック図。
【図２】投影データの形式で収集されたエミッションデ
ータを示す図。 【図３】フィルタ処理前の２値化画像の部分拡大図。 【図４】フィルタ処理後の２値化画像の部分拡大図。 【図５】膨張フィルタを示す図。 【図６】収縮フィルタを示す図。 【図７】フィルタ処理後の境界情報から再構成した輪郭
画像を示す図。 【図８】フィルタ処理を行なわない境界情報から再構成
した輪郭画像を示す図。 【符号の説明】 １０ 検出器リング型配列 １１ 検出器 １２ コインシデンス回路 １３ アドレス変換器 １４ データ収集メモリ １５ 境界抽出・２値化処理装置 １６ 膨張・収縮フィルタ処理装置 １７ 輪郭画像再構成・吸収係数割り当て装置 １８ 吸収補正回路 １９ 画像再構成装置 ２０ ディスプレイ装置
ータを示す図。 【図３】フィルタ処理前の２値化画像の部分拡大図。 【図４】フィルタ処理後の２値化画像の部分拡大図。 【図５】膨張フィルタを示す図。 【図６】収縮フィルタを示す図。 【図７】フィルタ処理後の境界情報から再構成した輪郭
画像を示す図。 【図８】フィルタ処理を行なわない境界情報から再構成
した輪郭画像を示す図。 【符号の説明】 １０ 検出器リング型配列 １１ 検出器 １２ コインシデンス回路 １３ アドレス変換器 １４ データ収集メモリ １５ 境界抽出・２値化処理装置 １６ 膨張・収縮フィルタ処理装置 １７ 輪郭画像再構成・吸収係数割り当て装置 １８ 吸収補正回路 １９ 画像再構成装置 ２０ ディスプレイ装置
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Ｆターム(参考） 2G088 EE01 LL08
5B057 AA07 BA01 CA02 CA08 CA13
CA16 CB02 CB08 CB13 CB16
CC01 CE06
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 【請求項１】 被検体内から放出される放射線を被検体
外部で検出する放射線検出手段と、該放射線検出手段に
よって検出される放射線を投影方向および投影位置ごと
にカウントすることによりエミッション投影データを収
集するデータ収集手段と、該投影方向および投影位置ご
とに収集されるエミッション投影データに対して投影方
向ごとに投影位置方向に走査して、所定の閾値以上と以
下とを分ける境界情報を得る手段と、該境界情報を滑ら
かにするフィルタを施す手段と、該フィルタを経た境界
情報から輪郭画像を再構成する手段と、該輪郭画像内に
理論吸収係数値を割り当てて吸収係数マップを作成する
手段と、該吸収係数マップを用いて上記のエミッション
投影データの吸収補正を行なうとともにエミッション画
像を再構成する手段とを備えることを特徴とする核医学
イメージング装置。
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|---|---|---|---|
| JP2002102630A JP3925278B2 (ja) | 2002-04-04 | 2002-04-04 | 核医学イメージング装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
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| JP3925278B2 JP3925278B2 (ja) | 2007-06-06 |
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Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2007333512A (ja) * | 2006-06-14 | 2007-12-27 | Shimadzu Corp | 核医学診断装置およびエミッションデータの吸収補正方法 |
| JP2014006246A (ja) * | 2012-05-07 | 2014-01-16 | National Cerebral & Cardiovascular Center | 断層画像の輪郭抽出方法、プログラム、および装置 |
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| JP2015519555A (ja) * | 2012-05-04 | 2015-07-09 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェ | 陽電子放出断層撮影における散乱された同時発生を用いた減衰マップ |
-
2002
- 2002-04-04 JP JP2002102630A patent/JP3925278B2/ja not_active Expired - Fee Related
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|---|---|
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