JP2007064876A - 核医学検査装置 - Google Patents

Abstract

【課題】検査対象物を固定したターンテーブルの回転中心と画像中心とのずれを正確に精度よく補正し、アーチファクトの発生しない再構成像を効率的に取得する。
【解決手段】ＳＰＥＣＴ装置１０ａは、前処理手段３１に設ける回転中心補正処理手段３７に、投影データを整理して、この投影データを回転角度の順に並べたサイノグラムデータを作成するサイノグラムデータ作成手段４１と、サイノグラムデータ４１の回転角度毎に画像の重心を演算する重心演算手段４２と、この重心演算手段４２で演算した回転角度毎の重心から、全ての回転角度で統一された基準重心を演算する基準重心演算手段４３と、基準重心から画像中心への移動量に合わせて投影データをシフトさせる投影データ画像シフト処理手段４４とを具備する。
【選択図】図１

Description

放射線同位物質から放出されたガンマ線を検出することによって検査対象物の所定部位を撮像する核医学検査の技術に係り、特に、放射線同位物質を投与した検査対象物を回転させ、検査対象物の所定部位を撮像する核医学検査装置に関する。

近年のハードウェア及びソフトウェアの技術進歩にあいまって、医用機器としての核医学検査装置も大きな進歩を見せており、特に、断層面の画像を得るエミッションＣＴ（ＥＣＴ）装置でその感が強い。エミッションＣＴの一形態に、単一ガンマ線放出核種を基に放射形コンピュータ断層撮影（ＳＰＥＣＴ：Single Photon Emission Computed Tomography）がある。

ＳＰＥＣＴを実施するＳＰＥＣＴ装置は、一般的に、被検体に投与された放射線同位物質（ＲＩ：Radio Isotope）から放出されるガンマ線を検出するためにガンマ線の入射方向を制御するコリメータと、このコリメータを通過したガンマ線を光信号に変換するシンチレータと、このシンチレータから出力される光信号を電気信号に変換する光電子倍増管と、この光電子倍増管から得られたデータを投影データとして蓄積するデータ収集部と、このデータ収集部から出力する投影データを再構成して被検体内のＲＩの分布像をＳＰＥＣＴ画像として生成する再構成部とを備える。ＳＰＥＣＴ装置では、固定された被検体の周りをガンマカメラ（コリメータ、シンチレータ、光電子倍増管及びデータ収集部）が回転することで、被検体の所定部位に関するＳＰＥＣＴ画像を撮像するものである（例えば、特許文献１参照。）。

また、近年、新薬開発のため小動物用のＳＰＥＣＴが注目されている。このタイプのＳＰＥＣＴ装置は、ガンマカメラを固定して、小動物用等の検査対象物を固定したターンテーブルを回転させる検査対象物回転型のものが多い。

しかしながら、検査対象物回転型のＳＰＥＣＴ装置においてＳＰＥＣＴ再構成を行なう際、ターンテーブルの回転中心と画像中心が一致していないと、ＳＰＥＣＴ画像にアーチファクトを生じ、画像が著しく劣化する。そのため、一般的に以下の２つの方法で、回転中心の補正を施している。

（１）目視による方法
ターンテーブルの回転中心にピン状のものを置き、ガンマカメラの中心と一致するように、目視にてターンテーブル又はガンマカメラを移動させてターンテーブルの回転中心と画像中心とを合わせる。

（２）ポイントソース又はラインソースを用いた方法
（手順１）ターンテーブルの回転中心にポイントソース又はラインソースを置き、ガンマカメラで撮影を行ない、投影データの収集を行なう。
（手順２）撮像した画像上で、ポイントソース又はラインソースの位置を測定し、その位置を回転中心とする。
（手順３）ＲＩを投与した検査対象物をターンテーブルに固定させ、ガンマカメラで撮影を行ない、ＳＰＥＣＴ投影データの収集を行なう。
（手順４）ＳＰＥＣＴ投影データのサイノグラムにおけるデータ方向の画像中心が、（手順２）で測定した回転中心と一致するようにＳＰＥＣＴ投影データをシフトする。
特開２００５−１２７８３７号公報

しかしながら、従来の回転中心の補正では、以下の問題が生じる。

（１）目視による方法
目視で正確にターンテーブルの回転中心と画像中心とを合わせることは困難であり、誤差が発生じやすい。

（２）ポイントソース又はラインソースによる位置合わせ方法
ポイントソース又はラインソースを撮影してデータ収集を行なう必要がある。また、ポイントソース又はラインソースを撮像後、検査対象物をターンテーブルに固定させて投影データを収集するので、ポイントソース又はラインソースのデータ収集時と、検査対象物のデータ収集時との間で撮像条件の誤差が生じやすい。

本発明は、上述した事情を考慮してなされたもので、回転中心と画像中心とのずれを正確に精度よく補正することができ、アーチファクトの発生しない再構成像を効率的に取得できる核医学検査装置を提供することを目的とする。

本発明に係る核医学検査装置は、上述した課題を解決するために、検査対象物に放射線同位物質を投与し、前記放射線同位物質から放出されたガンマ線に対応した信号を回転角度毎の投影データとして収集することによって前記検査対象物の所定部位を撮像する核医学検査装置において、前記投影データに所定の前処理を施す前処理手段と、前記前処理手段で前処理した投影データに対して再構成処理を施して画像データを得る画像再構成手段とを有し、前記前処理手段に、前記投影データに対して回転中心の補正を施す回転中心補正処理手段を有する。

本発明に係る核医学検査装置によると、回転中心と画像中心とのずれを正確に精度よく補正することができ、アーチファクトの発生しない再構成像を効率的に取得できる。

本発明に係る核医学検査装置の実施の形態について、添付図面を参照して説明する。

図１は、本発明に係る核医学検査装置の実施の形態を示す概略図である。

図１は、放射線同位物質（ＲＩ：Radio Isotope）を投与した小動物等の検査対象物Ｐを回転させ、そのＲＩから放出されたガンマ線（フォトン）を検出することによって検査対象物Ｐの所定部位を撮像する検査対象物回転型の核医学検査装置１０を示す。ここでは、核医学検査装置１０が検査対象物回転型である場合を一例として説明するが、検査対象物回転型に限定されるものではない。

また、核医学検査装置１０として、単一ガンマ線放出核種を基に放射形コンピュータ断層撮影法を用いたＳＰＥＣＴ（Single Photon Emission Computed Tomography）装置１０ａを例にとって説明する。なお、核医学検査装置１０は、例えば、陽電子（ポジトロン）放出核種を基に同時計数法又は飛行時間差検出法を用いた放射形コンピュータ断層撮影（ＰＥＴ：Positron Emission computed Tomography）装置であってもよい。

ＳＰＥＣＴ装置１０ａには、ＲＩを投与した検査対象物Ｐを固定し、また、中心軸Ａを回転中心として回転するターンテーブル１１と、このターンテーブル１１を中心軸Ａを回転中心として回転させる回転駆動機構１２と、ＲＩから放出されるガンマ線に対応した信号を回転角度（０°乃至３６０°）毎のＳＰＥＣＴ投影データとして収集する放射線検出器としてのガンマカメラ１３とが設けられる。

また、ＳＰＥＣＴ装置１０ａは、コンピュータをベースとした構成をもっており、ＳＰＥＣＴ装置１０ａの構成要素を有機的に制御する中枢的な機能を果たす制御装置（ＣＰＵ：Central Processing Unit）２１と、ＲＯＭ（Read Only Memory）、ＲＡＭ（Random Access Memory）及びＨＤ（Hard Disk）等の記憶装置２２と、表示装置としてのモニタ２３と、入力装置２４等の基本的なハードウェアを備えている。

さらに、ＳＰＥＣＴ装置１０ａには、記憶装置２２に格納されたプログラムが制御装置２１によって読み込まれてそのプログラムが実行されることによって、ガンマカメラ１３で収集したＳＰＥＣＴ投影データに対して所定の前処理を施す前処理手段３１と、この前処理手段３１で前処理したＳＰＥＣＴ投影データに対して再構成処理を施してＳＰＥＣＴ画像データを得る画像再構成手段３２と、ＳＰＥＣＴ画像データをＳＰＥＣＴ画像としてモニタ２３に表示させる表示手段（表示制御手段）３３として機能する。

記憶装置２２は、制御プログラム等のプログラムを格納する他、ＳＰＥＣＴ画像データを記憶する。モニタ２３は、表示手段３３の出力によってＳＰＥＣＴ画像を表示する。入力装置２４は、ＳＰＥＣＴ撮像に必要な情報、例えばデータ収集、前処理、再構成及び逆投影等に関する各種の条件を制御装置２１に与える。

ガンマカメラ１３には、具体的には、検査対象物Ｐに投与したＲＩから放出されるガンマ線を検出するために、ガンマ線の入射方向を制御するコリメータ１３ａと、このコリメータ１３ａを通過したガンマ線を光信号に変換する図示しないシンチレータと、このシンチレータから出力される光信号を電気信号に変換する図示しない光電子倍増管（ＰＭＴ：Photo Multiplier Tube）と、この光電子倍増管から得られたデータをＳＰＥＣＴ投影データ（ＳＰＥＣＴプロジェクションデータ）として蓄積する図示しないデータ収集部とが具備される。なお、ガンマカメラは、必ずしも１台である必要はなく、ＳＰＥＣＴ装置１０ａに複数のガンマカメラを備えてもよい。その場合、ガンマカメラ毎に本発明に係る動作が必要となる。また、放射線検出器の一例としてシンチレータ及び光電子倍増管を用いて放射線の入射位置を計測するガンマカメラ１３の場合を説明するが、放射線検出器は、放射線による光電導現象を利用したＣｄＴｅ系単結晶等の半導体を用いたものであってもよい。

前処理手段３１には、ガンマカメラ１３で収集したＳＰＥＣＴ投影データに対して均一性補正を施す均一性補正処理手段３６と、この均一性補正処理手段３６で処理したＳＰＥＣＴ投影データに対して回転中心の補正を施す回転中心補正処理手段３７と、この回転中心補正処理手段３７で処理したＳＰＥＣＴ投影データに対してフィルタリング補正を施すフィルタリング補正処理手段３８とを有する。また、前処理手段３１は、図示しないが、ＳＰＥＣＴ投影データに対して直線性補正を施す直線性補正手段、エネルギー補正を施すエネルギー補正手段及び散乱線補正を施す散乱線補正手段等を有する場合もある。ＳＰＥＣＴ投影データに対する直線性補正、エネルギー補正及び散乱線補正は単独で施されてもよいし、又は、任意の組み合わせで施されてもよい。

回転中心補正処理手段３７には、均一性補正処理手段３６で処理したＳＰＥＣＴ投影データを整理して、ＳＰＥＣＴ投影データを回転角度の順に並べた２次元データであるサイノグラムデータを作成するサイノグラムデータ作成手段４１と、サイノグラムデータの回転角度毎にＳＰＥＣＴ画像の重心を演算する重心演算手段４２と、この重心演算手段４２で演算した回転角度毎の重心から、全ての回転角度で統一された基準重心を演算する基準重心演算手段４３と、基準重心から画像中心への移動量に合わせてＳＰＥＣＴ投影データをシフトさせる投影データ画像シフト処理手段４４とを有し、投影データ画像シフト処理手段４４でシフト後のＳＰＥＣＴ投影データをフィルタリング補正処理手段３８に送る。

画像再構成手段３２は、ＳＰＥＣＴ投影データに対してサイノグラムデータの作成、コンボリューション、バックプロジェクション及び減弱補正を一連に行なう。これら一連の信号処理は、他の回転角度のＳＰＥＣＴ投影データからＳＰＥＣＴ画像を再構成するために用いられる一般的な信号処理である。この信号処理は、フィルタ補正逆投影法と呼ばれるもので、ＳＰＥＣＴ投影データをフーリエ空間でフィルタ処理をして画像ボケを修正し、逆投影により画像を再構成する方法である。フィルタ処理のフィルタ関数により画質が変わるために、その選択は臨床的な経験により決定する。

画像再構成手段３２では、特にコンボリューションによりフィルタ逆投影を実空間で行ない、フィルタ関数をフーリエ逆変換して得られる重み関数を、ＳＰＥＣＴ投影データにコンボリューション演算して逆投影を行なう。

続いて、ＳＰＥＣＴ装置１０ａの動作について、図２に示されたフローチャートを用いて説明する。

図１に示したＳＰＥＣＴ装置１０ａでは、制御装置２１から回転駆動機構１２に制御信号が送られ、その回転駆動機構１２によって、ターンテーブル１１に固定された検査対象物Ｐが、ターンテーブル１１の中心軸Ａを回転中心として所定速度で回転される。ガンマカメラ１３では、検査対象物Ｐに投与したＲＩから放出されるガンマ線に対応した信号が、回転角度毎のＳＰＥＣＴ投影データとして収集される（ステップＳ１）。

ガンマカメラ１３によるＳＰＥＣＴ投影データの収集は、制御装置２１により制御されて行なわれる。制御装置２１は、入力装置２７から与えられる所望のデータ収集条件に基づいてガンマカメラ１３によるデータ収集動作を制御できるようになっている。

ガンマカメラ１３で２次元検出されたガンマ線に対応したＳＰＥＣＴ投影データは、前処理手段３１に送られてデジタル信号に変換された後、ＲＡＭ等の記憶装置（図示しない）に一時的に格納される。この前処理手段３１では、自身に格納したＳＰＥＣＴ投影データに所定の前処理が施される。

前処理手段３１の均一性補正処理手段３６では、画素毎のカウントが均一になるようにＳＰＥＣＴ投影データに対して均一性補正が施される（ステップＳ２）。均一性補正処理手段３６で補正されたＳＰＥＣＴ投影データは、回転中心補正処理手段３７に送られる。

回転中心補正処理手段３７では、ＳＰＥＣＴ投影データに対して、画像中心と回転中心とのずれを補正する回転中心補正が施される。

回転中心補正処理手段３７のサイノグラムデータ作成手段４１では、均一性補正処理手段３６から送られてきたＳＰＥＣＴ投影データが整理され、サイノグラムデータが作成される（ステップＳ３）。ここで、中心軸Ａを回転中心として回転する検査対象物Ｐの回転角度のうち、収集カウントが高く、かつ、ガンマカメラ１３の有効視野内（トランケーションなし）となる回転角度で収集したＳＰＥＣＴ投影データから、その回転角度毎のサイノグラムデータが作成される。

図３は、サイノグラムの一例を示す図である。

図３に示されたサイノグラムは、検査対象物Ｐの所定部位としてのラット（ネズミ）の心臓部分を撮影し、ステップＳ３によって作成したサイノグラムデータから取得したものである。

次いで、図１に示した重心演算手段ステップＳ３で作成したサイノグラムデータの回転角度毎にＳＰＥＣＴ画像の重心が演算される（ステップＳ４）。基準重心演算手段４３では、重心演算手段４２で作成した重心を基に、全ての回転角度で統一した基準重心が演算される（ステップＳ５）。基準重心は、例えば、重心演算手段４２で演算した重心を回転角度θの順に並べた重心カーブｆ（θ）を、三角関数のフーリエ級数で表した場合の直流成分から求める。重心カーブｆ（θ）は、フーリエ級数で、

図４は、ＳＰＥＣＴ画像の重心カーブ、基準重心直線及び画像中心直線の関係を示す図である。

図４は、ＳＰＥＣＴ画像の重心を回転角度θの順に並べた重心カーブｆ（θ）と、この重心カーブｆ（θ）を三角関数のフーリエ級数で表した場合の直流成分である基準重心直線ｍと、画像中心を回転角度θの順に並べた画像中心直線ｎとを示している。

図１に示した回転中心補正処理手段３７の投影データ画像シフト処理手段４４では、基準重心から画像中心への移動量に合わせてＳＰＥＣＴ投影データをシフトさせる（ステップＳ６）。具体的には、図４に示した基準重心直線ｍから画像中心直線ｎへの平行移動量（図中Ｌ）に合わせてＳＰＥＣＴ投影データをシフトさせる。

次いで、図１に示したフィルタリング補正処理手段３８では、回転中心補正処理手段３７で処理したＳＰＥＣＴ投影データに対してフィルタリング補正が施され（ステップＳ７）、処理後のＳＰＥＣＴ投影データが画像再構成手段３２に送られる。

画像再構成手段３２では、ＳＰＥＣＴ投影データに対してサイノグラムデータの作成、コンボリューション、バックプロジェクション及び減弱補正が一連に行なわれる。画像再構成手段３２では、特にコンボリューションによりフィルタ逆投影が実空間で行なわれ、フィルタ関数をフーリエ逆変換して得られる重み関数を、ＳＰＥＣＴ投影データにコンボリューション演算して逆投影が行なわれる。

記憶装置２２には、画像再構成手段３２で再構成したＳＰＥＣＴ画像データが保存される。また、表示手段３３によってＳＰＥＣＴ画像データがＳＰＥＣＴ画像としてモニタ２３に表示される。

図５は、回転中心補正処理手段３７による処理効果を示す図である。

図５（ａ）は、検査対象物Ｐとしてのラインソース２本を撮像して表示されるものであり、画像表示領域を４分割した左上領域にはステップＳ１で収集したＳＰＥＣＴ投影データを、右上領域にはＳＰＥＣＴ投影データのサイノグラムを示す。一方、左下領域には、右上領域のサイノグラムデータに対して一般的な前処理（ステップＳ２、目視による回転中心補正、ステップＳ７の順での前処理）を行なった場合のＳＰＥＣＴ画像データを表示したＳＰＥＣＴ画像を、右下領域には、右上領域のサイノグラムデータに対して本発明の前処理（ステップＳ２乃至Ｓ７での前処理）を行なった場合のＳＰＥＣＴ画像データを表示したＳＰＥＣＴ画像を示す。

図５（ｂ）は、検査対象物Ｐの所定部位としてのラットの心臓部分を撮像して表示されるものであり、画像表示領域を４分割した左上領域にはステップＳ１で収集したＳＰＥＣＴ投影データを、右上領域にはＳＰＥＣＴ投影データのサイノグラムを示す。一方、左下領域には、右上領域のサイノグラムデータに対してステップＳ２、目視による回転中心補正、ステップＳ７の順に前処理を行なった場合のＳＰＥＣＴ画像データを表示したＳＰＥＣＴ画像を、右下領域には、右上領域のサイノグラムデータに対してステップＳ２乃至Ｓ７の前処理を行なった場合のＳＰＥＣＴ画像データを表示したＳＰＥＣＴ画像を示す。

また、図５（ａ），（ｂ）に示したように画像表示領域を４分割した左下領域に、ステップＳ２及びＳ７の前処理のみを行なった場合のＳＰＥＣＴ画像データをＳＰＥＣＴ画像として表示すると、左下領域と右下領域の表示を比較することで、オペレータは、同一画面上で、本発明の補正効果を把握することができる。さらに、表示画面上に図４に示した図や、平行移動量Ｌの値を表示することもできる。

核医学検査装置１０によると、検査対象物Ｐを固定したターンテーブル１１の回転中心と画像中心とのずれを正確に精度よく補正することができ、アーチファクトの発生しない再構成像を効率的に取得できる。

本発明に係る核医学検査装置の実施の形態を示す概略図。 ＳＰＥＣＴ装置の動作を示すフローチャート。 サイノグラムの一例を示す図。 ＳＰＥＣＴ画像の重心カーブ、基準重心直線及び画像中心直線の関係を示す図。 （ａ），（ｂ）は本発明による処理効果を示す図。

符号の説明

１０ 核医学検査装置
１０ａ ＳＰＥＣＴ装置
１１ ターンテーブル
１２ 回転駆動機構
１３ ガンマカメラ
２１ 制御装置
２２ 記憶装置
２３ モニタ
２４ 入力装置
３１ 前処理手段
３２ 画像再構成手段
３３ 表示手段
３６ 均一性補正処理手段
３７ 回転中心補正処理手段
３８ フィルタリング補正処理手段
４１ サイノグラムデータ作成手段
４２ 重心演算手段
４３ 基準重心演算手段
４４ 投影データ画像シフト処理手段

Claims (11)

1. 検査対象物に放射線同位物質を投与し、前記放射線同位物質から放出されたガンマ線に対応した信号を回転角度毎の投影データとして収集することによって前記検査対象物の所定部位を撮像する核医学検査装置において、
   前記投影データに所定の前処理を施す前処理手段と、
   前記前処理手段で前処理した投影データに対して再構成処理を施して画像データを得る画像再構成手段とを有し、
   前記前処理手段に、
   前記投影データに対して回転中心の補正を施す回転中心補正処理手段を有することを特徴とする核医学検査装置。
2. 前記検査対象物を固定し、また、中心軸を前記回転中心として回転するターンテーブルと、このターンテーブルを回転させる回転駆動機構とを設け、前記検査対象物を回転させて前記放射線同位物質から放出された前記ガンマ線を検出することを特徴とする請求項１に記載の核医学検査装置。
3. 前記画像データを画像として表示させる表示手段を有し、また、前記画像を表示する表示装置を備えたことを特徴とする請求項１に記載の核医学検査装置。
4. 前記表示手段は、前記回転中心補正処理手段にて前記回転中心の補正を施して取得した画像と、前記回転中心の補正を施さないで取得した画像とを同一画面上で前記表示装置に表示させることを特徴とする請求項３に記載の核医学検査装置。
5. 前記画像再構成手段で得た画像データを記憶する記憶装置と、前記撮像に必要な情報を与える入力装置とを備えたことを特徴とする請求項１に記載の核医学検査装置。
6. 前記前処理手段に、前記投影データに対して均一性補正を施す均一性補正処理手段を有することを特徴とする請求項１に記載の核医学検査装置。
7. 前記前処理手段に、前記投影データに対してフィルタリング補正を施すフィルタリング補正処理手段を有することを特徴とする請求項１に記載の核医学検査装置。
8. 前記前処理手段に、前記投影データに対して散乱線補正を施す散乱線補正処理手段を有することを特徴とする請求項１に記載の核医学検査装置。
9. 前記回転中心補正処理手段には、前記投影データを回転角度の順に並べたサイノグラムデータを作成するサイノグラムデータ作成手段と、前記サイノグラムデータの回転角度毎に画像の重心を演算する重心演算手段と、この重心演算手段で演算した回転角度毎の重心から、全ての回転角度で統一された基準重心を演算する基準重心演算手段と、前記基準重心から前記画像中心への移動量に合わせて前記投影データをシフトさせる投影データ画像シフト処理手段とを有し、この投影データ画像シフト処理手段でシフト後の投影データを前記フィルタリング補正処理手段に送ることを特徴とする請求項１に記載の核医学検査装置。
10. 前記基準重心演算手段は、前記重心演算手段で演算した回転角度毎の重心を回転角度の順に並べた重心カーブを三角関数のフーリエ級数で表し、そのフーリエ級数の直流成分から前記基準重心を求めることを特徴とする請求項９に記載の核医学検査装置。
11. 前記基準重心演算手段は、前記重心演算手段で演算した回転角度毎の重心を平均し、その平均値を前記基準重心とすることを特徴とする請求項９に記載の核医学検査装置。

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