JP2008267913A - Nuclear medicine diagnostic apparatus and diagnostic system used for same - Google Patents

Nuclear medicine diagnostic apparatus and diagnostic system used for same Download PDF

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nuclear medicine
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JP2007109516A
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Inventor
Akihiro Ishikawa
亮宏 石川
Original Assignee
Shimadzu Corp
株式会社島津製作所
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Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To provide a nuclear medicine diagnostic apparatus capable of improving scatter correction accuracy, and a diagnostic system used for the nuclear medicine diagnostic apparatus.
SOLUTION: A background region is extracted using transmission data to obtain a physical quantity which minimizes the difference quantity between emission data (an original image) related to the background region and a scatter component. The physical quantity derived via each means of a superposition integrating-subtracting section 14 is a value obtained in every imaging environment of a subject and is optimized for every imaging environment of the subject. Based on the thus obtained physical quantity, the difference quantity between the scatter component and the emission data (the original image) can thereby be obtained as final emission data according to each imaging environment of the subject, and scatter correction accuracy based on scatter correction by a low-pass filter (LPF) 14d and a subtractor 14g can be improved.
COPYRIGHT: (C)2009,JPO&INPIT

Description

この発明は、放射性薬剤が投与された被検体から発生した放射線に基づいて被検体の核医学用データを求める核医学診断装置およびそれに用いられる診断システムに関する。 This invention relates to a diagnostic system for use in nuclear medicine diagnostic apparatus and it radiopharmaceutical seek for nuclear medicine data of the object based on radiation generated from a subject that has been administered.

上述した核医学診断装置、すなわちECT(Emission Computed Tomography)装置として、PET(Positron Emission Tomography)装置を例に採って説明する。 Above nuclear medicine diagnostic apparatus, i.e. as ECT (Emission Computed Tomography) apparatus, a PET (Positron Emission Tomography) device is described as an example. PET装置は、陽電子(Positron)、すなわちポジトロンの消滅によって発生する複数本のγ線を検出して複数個の検出器でγ線を同時に検出したときのみ被検体の断層画像を再構成するように構成されている PET apparatus, positron (Positron), i.e. to reconstruct the tomographic image of only the subject when simultaneously detected plurality by detecting a plurality of γ-ray detectors with γ rays generated by annihilation of positron It is configured

このPET装置では、放射性薬剤を被検体に投与した後、対象組織における薬剤蓄積の過程を経時的に測定することで、様々な生体機能の定量測定が可能である。 In this PET apparatus, after administration of a radiopharmaceutical to the subject, by measured over time course of drug accumulation in the target tissue, it is possible to quantitatively measure a variety of biological functions. したがって、PET装置によって得られる断層画像は機能情報を有する。 Thus, tomographic images obtained by PET apparatus have functional information.

具体的には、被検体として人体を例に採って説明すると、被検体の体内にポジトロン(陽電子)放射性の同位元素(例えば15O、18F、11Cなど)を注入し、これらから放出されるポジトロンが電子と結合する際に発生するγ線を検出する。 Specifically, when described by taking as an example a human body as a subject, positron into the body of the subject (positron) radioactive isotopes (e.g. 15O, 18F, 11C, etc.) was injected, and positron emitted from these detecting the γ rays generated upon binding with electrons. このγ線の検出を、被検体の長手方向の軸である体軸周りを取り囲むようにしてリング状に配置された多数のγ線検出器からなる検出器列により行う。 The detection of the γ-rays is performed by a detector array comprising a number of γ-ray detectors arranged in a ring shape so as to surround the body axis is a longitudinal axis of the object. そして、コンピュータにより通常のX線CT(Computed Tomography)と同様の手法で計算を行って面内で特定し、被検体のイメージを作成する。 Then, by performing a calculation in the same manner as conventional X-ray CT (Computed Tomography) specified in the plane by a computer, to create an image of the object.

通常では、短い時間内に被検体の3次元像を得るために、リング状の検出器列を体軸方向にも多段積み重ねて配設した円筒状の検出器積層体を構成する。 Usually, short in order to obtain a three-dimensional image of a subject within a time, constituting a cylindrical detector laminate was disposed multistage stacked also a ring-shaped detector array along the body axis. このように構成された検出器積層体のγ線検出器では、シンチレータを使用し、これによる検出光をフォトマルチプライヤ(光電子増倍管)などにより増幅させて検出信号を得る。 Thus the γ-ray detector configured detector stack, using a scintillator, to obtain a detection signal is amplified by a photo-multiplier (photoelectron multiplier) the detection light due to this. 収集では180°反対方向に放射する2つのγ線を被検体の周囲に配設された多数のγ線検出器にて同時計数としてデータ(『エミッションデータ』とも呼ばれる)を収集する。 Two γ rays emitted in 180 ° opposite directions in the collection to collect data as coincidences in a number of γ ray detectors disposed around the object (also referred to as "emission data").

γ線を同時計数するには同時計数回路に各γ線を入力して、入力されたγ線の時間差が所定のタイムウィンドウ内に収まっているか否かで判断される。 To coincidence of γ-rays enter each γ rays coincidence circuit, the time difference between the input γ-rays is determined by whether within a predetermined time window. 実際の同時計数回路では、一般的に4ns〜20ns(ns=10 −9 s)程度の非常に短いタイムウィンドウ内に検出されたγ線を「同時」とみなしている。 In actual coincidence circuit, generally 4ns~20ns (ns = 10 -9 s) about γ rays detected in a very short time window is regarded as "simultaneous". したがって、互いに異なる2点で発生したγ線のそれぞれ一方を同時計数する可能性が生じてしまう。 Therefore, there arises a possibility that coincidence the respective one of the generated γ-rays at two different points. これを『偶発同時計数(random coincidence)』という。 This is referred to as "accidental coincidence (random coincidence)". 一方、一対のγ線の一方あるいは双方が被検体内でコンプトン散乱を起こした後に同時計数された場合、これを『散乱同時計数(scatter coincidence)』という。 On the other hand, if one or both of a pair of γ rays are simultaneously counted after caused the Compton scattering in the object, which is referred to as "scatter coincidence (scatter coincidence)". また、本来であれば一対のγ線の双方が同時計数された場合、これを『真の同時計数(true coincidence)』という。 In addition, if the both of the pair of γ-rays would otherwise have been coincidence, this is referred to as "true coincidence (true coincidence)".

真の同時計数(T)以外の計数はノイズとなって出現してしまう。 Counting other than the true coincidence count (T) would have emerged as a noise. そこで、かかる散乱同時計数(S)の成分(散乱成分)を除去するために散乱線補正が行われる(例えば、特許文献1参照)。 Therefore, such components of the scattered coincidence count (S) is the scattered radiation correction in order to remove the (scattered components) is performed (e.g., see Patent Document 1). 散乱線補正としては、別個の実験から点線源の散乱線特性を得て、実測投影データとの逆重畳積分により散乱成分を差し引く方法や、各検出器の波高分布を測定し、光電ピークから散乱ウィンドウの計数値を差し引く方法がある。 The scattered radiation correction, with the scattered radiation characteristic of the point source from a separate experiment, a method of subtracting the scatter component by deconvolution of the measured projection data, measured height distribution of each detector, scattered from photopeak there is a method of subtracting the count value of the window. また、モデルに基づいたシミュレーションから散乱分布を求めて差し引くなどの補正法もある。 There is also a correction method such as subtracting seeking scatter distribution from simulation based on the model.

なお、かかる散乱線補正では、通常、重畳積分−減算(Convolution-Subtraction)法と呼ばれる手法で行われている。 In such a scattered radiation correction, typically convolution - being carried out by a method called subtraction (Convolution-Subtraction) method. 従来の重畳積分−減算法について、図10を参照して説明する。 Conventional convolution - for subtraction method will be described with reference to FIG. 10. 図10は、従来の重畳積分−減算法を概略的に示したフローである。 Figure 10 is a conventional convolution - a flow shown schematically subtraction. 図10に示すように、収集されたエミッションデータ(元画像)X に対してフーリエ変換(Fast Fourier Transform)(図10では「FFT」で表記)を用いて重畳積分を行う。 As shown in FIG. 10, performs convolution using Fourier transform (Fast Fourier Transform) (denoted in FIG. 10, "FFT") on the collected emission data (original image) X 0. フーリエ変換後の画像X で、散乱成分は低周波成分となって現れる。 In the image X 1 after the Fourier transform, the scattering component appears as a low frequency component. そこで、フーリエ変換後の画像X に対して低域通過型フィルタ(LPF: Low Pass Filter)(図10では「LPF」で表記)を施すことで散乱成分を抽出する。 Therefore, the low-pass filter for the image X 1 after the Fourier transform: extracting a (LPF Low Pass Filter) scattered component by performing (in FIG. 10 labeled "LPF"). この散乱成分の画像をX とする。 The image of the scattered component and X 2. この散乱成分の画像X に対して逆フーリエ変換(図10では「逆FFT」で表記)を用いて逆重畳積分を行い、逆フーリエ変換後の散乱成分の画像X を求める。 Perform deconvolution using (denoted by in FIG. 10, "inverse FFT") inverse Fourier transform for the image X 2 of the scattering component, obtains the image X 3 of the scattered component after inverse Fourier transform. 逆フーリエ変換後の散乱成分の画像X と元画像X との差分量を導出することで、散乱同時計数(S)の成分を除去した画像X を得ることができる。 By deriving the difference amount between the image X 3 of the scattered component after inverse Fourier transform of the original image X 0, you are possible to obtain an image X 4 removal of the component of the scattered coincidence count (S).
特開平10−206545号公報 JP 10-206545 discloses

しかしながら、このような構成を有する従来例の場合には、いずれも近似的方法であり、実際の被検体の撮像環境とは異なるので、正確な補正が難しいという問題がある。 However, in the case of the conventional example having the above structure are both approximate method, is different from the actual subject of the imaging environment, there is a problem that it is difficult to accurately correct.

この発明は、このような事情に鑑みてなされたものであって、散乱補正精度を向上させることができる核医学診断装置およびそれに用いられる診断システムを提供することを目的とする。 The present invention was made in view of such circumstances, and an object thereof is to provide a diagnostic system for use in nuclear medicine diagnostic apparatus and it can be improved scatter correction accuracy.

この発明は、このような目的を達成するために、次のような構成をとる。 The present invention, in order to achieve this object, the following construction.
すなわち、請求項1に記載の発明は、放射性薬剤が投与された被検体から発生した放射線に基づいて被検体の核医学用データを求める核医学診断装置であって、(A)被検体の外部にある外部線源について、その外部線源から照射されて被検体を透過した放射線に基づいた形態情報を被検体ごとに取得する形態情報取得手段と、(B)その形態情報取得手段で取得された前記形態情報からバックグラウンド領域およびそれ以外の領域を区別して抽出する第1領域抽出手段と、(C)前記核医学データから散乱成分を推定する散乱成分推定手段と、(D)前記第1領域抽出手段で抽出された前記バックグラウンド領域に基づいて、核医学データに関するバックグラウンド領域および前記散乱成分推定手段で推定された散乱成分に関するバックグ That is, the invention described in claim 1 is a nuclear medicine diagnostic apparatus radiopharmaceuticals seek nuclear medical data of the object based on radiation generated from a subject that has been administered, (A) outside the subject of for external radiation source in the form information obtaining means for obtaining configuration information based on the radiation transmitted through the irradiated with the object from the external radiation source for each subject obtained in (B) the form information obtaining means a first region extracting means for extracting distinguishes background area and the other area from the form information, and the scattered component estimation means for estimating a scattered component from (C) the nuclear medicine data, (D) the first based on the background area extracted by the area extracting means, backgrinding relates scattered component estimated in the background region and the scattered component estimation means on nuclear medicine data ウンド領域をそれぞれ抽出する第2領域抽出手段と、(E)その第2領域抽出手段でそれぞれ抽出された前記バックグラウンド領域で、核医学データと前記散乱成分との差分量を導出する第1差分量導出手段と、(F)その第1差分量導出手段で導出された前記差分量が最小になる物理量を導出する物理量導出手段とを備えるとともに、(a)その物理量導出手段で導出された物理量に基づいて核医学データから散乱成分を抽出する散乱成分抽出手段と、(b)その散乱成分抽出手段で抽出された散乱成分と核医学用データとの差分量を導出する第2差分量導出手段とを備え、その第2差分量導出手段で導出された前記差分量を、最終的な核医学用データとして求めることを特徴とするものである。 A second region extracting means for extracting a und regions, respectively, (E) the background area extracted respectively at its second region extracting means, a first difference for deriving the difference amount between the nuclear medicine data and the scatter component a quantity deriving means, (F) provided with a physical quantity deriving means for the differential amount derived in the first difference amount deriving means derives the physical quantity to be minimized, (a) the physical quantity derived by the physical quantity deriving means scattered component extracting means for extracting a scattered component from nuclear medicine data based on, (b) a second difference amount deriving means for deriving a difference amount between the scattered component extracted by the scattered component extracting means and for nuclear medicine data with the door, said difference amount derived in the second difference amount deriving means, is characterized in obtaining a final nuclear medicine data.

[作用・効果]請求項1に記載の発明によれば、(a)散乱成分抽出手段と(b)第2差分量導出手段とを備えることで、散乱成分抽出手段で抽出された散乱成分と核医学用データとの差分量を導出して、その差分量を、最終的な核医学用データとして求めることになり、例えば、上述した従来の重畳積分−減算法を実現することができる。 Operation and Effect According to the invention described in claim 1, and (a) scattered component extracting means and (b) by providing a second difference amount deriving means, the scattered component extracted by the scattering component extracting means derive the difference amount between the nuclear medicine data, the difference amount, will be determined as the final nuclear medicine data, for example, conventional convolution discussed above - can be achieved subtraction. 散乱成分抽出手段によって核医学データから散乱成分を抽出する際に、様々な物理量を用いて抽出が行われるが、物理量は被検体の撮像環境(個々の被検体、被検体の撮像部位)によって異なる。 When extracting the scattered component extracting means nuclear medicine data from scattered components by, but is extracted with various physical quantity takes place, the physical quantity is different depending on the subject of the imaging environment (individual subject, the imaging region of a subject) . また、個々の被検体、被検体の撮像部位によって、バックグラウンド領域(空気領域)およびそれ以外の領域(実質的な被検体の領域)も異なる。 Further, the individual subject, the imaging region of a subject, a background area (air space) and the other region (region of substantial analyte) is also different.

そこで、被検体の外部にある外部線源から被検体を照射して得られたデータが形態情報を有することから、先ず、(A)形態情報取得手段は、被検体の外部にある外部線源について、その外部線源から照射されて被検体を透過した放射線に基づいた形態情報を被検体ごとに取得する。 Therefore, since the data obtained by irradiating the object from the external radiation source that is external to the subject in the form information, first, (A) form information obtaining means, external radiation source that is external to the subject for, acquires the form information based on the radiation transmitted through the irradiated with the object from the external radiation source for each subject. その形態情報取得手段で取得された形態情報はアドレスなどの情報を有していることから、(B)第1領域抽出手段は、形態情報からバックグラウンド領域およびそれ以外の領域を区別して抽出することが可能である。 Since the form information acquired in the form information obtaining means having information such as address, (B) a first region extracting means extracts distinguishes background area and the other area from the form information It is possible. 一方、(C)散乱成分推定手段は、核医学データから散乱成分を推定する。 On the other hand, (C) scattered component estimating means estimates the scattered component from the nuclear medicine data. 上述した第1領域抽出手段で抽出されたバックグラウンド領域に基づいて、核医学データに関するバックグラウンド領域および上述した散乱成分推定手段で推定された散乱成分に関するバックグラウンド領域を、(D)第2領域抽出手段がそれぞれ抽出する。 Based on the background region extracted by the first area extracting means described above, the background area about the scattered component estimated in the background region and above the scattered component estimation means on nuclear medicine data, (D) a second region extraction means for extracting, respectively. その第2領域抽出手段でそれぞれ抽出されたバックグラウンド領域で、(E)第1差分量導出手段は、核医学データと散乱成分との差分量を導出する。 Background area extracted respectively at its second region extracting means, (E) a first difference amount deriving means derives a difference amount between the nuclear medicine data and scattered components.

上述した(a)散乱成分抽出手段で散乱成分を抽出するのに用いられる物理量が最適な値であれば、第2領域抽出手段でそれぞれ抽出されたバックグラウンド領域では、核医学データと散乱成分とが等しくなると見なされる。 As to the physical quantity is optimum value used to extract the scattering component in the above-described (a) scattered component extraction means, in the background area extracted respectively by the second region extracting means, and nuclear medicine data and scatter component It is considered to be equal. つまり、バックグラウンド領域では、核医学データと散乱成分との差分量がほぼ“0”になると見なされる。 That is, in the background area, are considered differences of the nuclear medicine data and the scatter component is substantially "0". そこで、第1差分量導出手段で導出された(核医学データと散乱成分との)差分量が最小になる物理量を、(F)物理量導出手段が導出する。 Therefore, the physical quantity derived by the first differential amount deriving means (the nuclear medicine data and the scattered component) difference amount is minimized, to derive the (F) physical amount deriving means. このように求められた物理量は、被検体の撮像環境ごとに求められた値であり、被検体の撮像環境ごとにそれぞれ最適化されている。 The physical amount obtained in this way is a value obtained for each imaging environment of the subject, are optimized respectively for each imaging environment of the subject. したがって、このように求められた物理量に基づいて(a)散乱成分抽出手段が核医学データから散乱成分を抽出し、その散乱成分抽出手段で抽出された散乱成分と核医学用データとの差分量を、(b)第2差分量導出手段が導出することで、被検体の撮像環境にそれぞれ応じて差分量を最終的な核医学用データとしてそれぞれ求めることができる。 Therefore, the amount of difference between this way on the basis of the physical quantity obtained (a) scattered component extracting means extracts the scattered component from the nuclear medicine data, the scattered component extracted by the scattering component extracting means and for nuclear medicine data the can be determined respectively as (b) that the second differential amount deriving means for deriving a final nuclear medicine data a difference amount according respectively to the imaging environment of the subject. その結果、(a)散乱成分抽出手段と(b)第2差分量導出手段とによる散乱補正による散乱補正精度を向上させることができる。 As a result, it is possible to improve the scatter correction accuracy by (a) scattered component extracting means and (b) scatter correction according to the second difference amount deriving means.

上述したこの発明の一例において、核医学診断装置は、上述した外部線源を備え、外部線源は上述した放射性薬剤と同種の放射線を照射する(請求項2に記載の発明)。 In one example of the invention described above, the nuclear medicine diagnosis apparatus includes an external radiation source as described above, (claim 2) external radiation source is for emitting radiation of a radioactive agent the same type described above. この一例の場合、核医学診断装置が外部線源を備え、外部線源が放射性薬剤と同種の放射線を照射して被検体を透過することで、その放射線に基づいて形態情報を求める。 For this example, nuclear medicine diagnostic apparatus provided with an external radiation source, that external radiation source is transmitted through the subject is irradiated with radiation of radiopharmaceutical same kind, we obtain the form information based on the radiation. そして、この形態情報を利用して第1領域抽出手段はバックグラウンド領域およびそれ以外の領域を区別して抽出して、(B)〜(F)および(a)、(b)の各手段による演算を行う。 The first area extracting means using the form information is extracted by distinguishing background area and the other area, (B) ~ (F) and (a), calculation by the means (b) I do.

また、上述した発明に係る核医学診断装置に用いられる診断システムに適用してもよい。 It may also be applied to a diagnostic system for use in nuclear medicine diagnostic apparatus according to the invention described above. すなわち、この診断システムは、核医学診断装置に用いられる診断システムであって、核医学診断装置とX線CT装置とを備えて構成されており、核医学診断装置は、放射性薬剤が投与された被検体から発生した放射線に基づいて被検体の核医学用データを求め、X線CT装置は、被検体の外部から照射されて被検体を透過したX線に基づいてX線CT用データを求め、核医学診断装置は、(A´)X線CT用データを形態情報として被検体ごとに取得する形態情報取得手段と、(B)その形態情報取得手段で取得された形態情報からバックグラウンド領域およびそれ以外の領域を区別して抽出する第1領域抽出手段と、(C)核医学データから散乱成分を推定する散乱成分推定手段と、(D)第1領域抽出手段で抽出されたバックグラウン That is, the diagnostic system, a diagnostic system for use in a nuclear medicine diagnostic apparatus is configured and a nuclear medicine diagnosis apparatus and an X-ray CT apparatus, a nuclear medicine diagnostic apparatus, radiopharmaceutical administered seek for nuclear medicine data of the object based on radiation generated from the subject, X-ray CT apparatus obtains the data for X-ray CT based on X-rays transmitted through the object is irradiated from outside of the subject , nuclear medicine diagnostic apparatus, (A') and form information obtaining means for obtaining for each object the X-ray CT data as a form information, (B) a background region from the acquired shape information in that form information obtaining means and a first region extracting means for extracting to distinguish other regions, (C) and scattered component estimation means for estimating a scattered component from nuclear medicine data, (D) background extracted by the first area extracting means 領域に基づいて、核医学データに関するバックグラウンド領域および散乱成分推定手段で推定された散乱成分に関するバックグラウンド領域をそれぞれ抽出する第2領域抽出手段と、(E)その第2領域抽出手段でそれぞれ抽出されたバックグラウンド領域で、核医学データと散乱成分との差分量を導出する第1差分量導出手段と、(F)その第1差分量導出手段で導出された差分量が最小になる物理量を導出する物理量導出手段とを備えるとともに、(a)その物理量導出手段で導出された物理量に基づいて核医学データから散乱成分を抽出する散乱成分抽出手段と、(b)その散乱成分抽出手段で抽出された散乱成分と核医学用データとの差分量を導出する第2差分量導出手段とを備え、その第2差分量導出手段で導出された差分量を、 Based on the region, each extracted second region extracting means for extracting a background region about the scattering component estimated in the background region and the scattering component estimation means on nuclear medicine data, respectively, (E) at its second region extracting means background region which is a first differential amount deriving means for deriving a difference amount between the nuclear medicine data and scattered component, the (F) physical quantity difference amount derived in the first difference amount deriving means is minimized together and a physical quantity deriving means for deriving, extracted with (a) and scattered component extracting means for extracting a scattered component from nuclear medicine data based on the physical quantity derived by the physical amount deriving means, (b) the scattered component extracting means and the differential amount between the scattering component and the nuclear medicine data and a second difference amount deriving means for deriving a difference amount derived in the second difference amount deriving means, 最終的な核医学用データとして求める(請求項3に記載の発明)。 Obtaining as a final nuclear medicine data (claim 3).

このシステムの場合、X線CT装置において、被検体の外部から照射されて被検体を透過したX線に基づいてX線CT用データを求め、そのX線CT用データを形態情報として、(A´)形態情報取得手段は、被検体ごとに取得する。 In this system, the X-ray CT apparatus obtains the data for X-ray CT based on X-rays transmitted through the irradiated with the subject from the outside of the subject, the X-ray CT data as a form information, (A ') form information obtaining means obtains for each subject. そして、この形態情報を利用して第1領域抽出手段はバックグラウンド領域およびそれ以外の領域を区別して抽出して、(B)〜(F)および(a)、(b)の各手段による演算を行う。 The first area extracting means using the form information is extracted by distinguishing background area and the other area, (B) ~ (F) and (a), calculation by the means (b) I do.

この発明に係る核医学診断装置およびそれに用いられる診断システムによれば、(A)〜(F)(診断システムの場合には、(A´)、(B)〜(F))の各手段を経て導出された物理量は、被検体の撮像環境ごとに求められた値であり、被検体の撮像環境ごとにそれぞれ最適化されている。 According to the nuclear medicine diagnostic apparatus and diagnostic system used therefor according to the present invention, the means of the (A) ~ (F) (in the case of diagnostic systems, (A'), (B) ~ (F)) physical quantity derived through is a value determined for each imaging environment of the subject, are optimized respectively for each imaging environment of the subject. したがって、このように求められた物理量に基づいて被検体の撮像環境にそれぞれ応じて散乱成分と核医学用データとの差分量を最終的な核医学用データとしてそれぞれ求めることができ、(a)散乱成分抽出手段と(b)第2差分量導出手段とによる散乱補正による散乱補正精度を向上させることができる。 Therefore, it is possible to determine each such on the basis of the physical quantity obtained amount of difference between the scattering component and the nuclear medicine data according respectively to the imaging environment of the subject as a final nuclear medicine data, (a) scattered component extraction means (b) scatter correction accuracy of the scatter correction according to the second difference amount deriving means can be improved.

以下、図面を参照してこの発明の実施例1を説明する。 Hereinafter, with reference to the drawings illustrating the first embodiment of the present invention.
図1は、実施例1に係るPET(Positron Emission Tomography)装置の側面図およびブロック図であり、図2は、PET装置内のγ線検出器の配置図である。 Figure 1 is a side view and a block diagram of a PET (Positron Emission Tomography) apparatus according to the first embodiment, FIG 2 is a layout view of a γ-ray detector in the PET apparatus. なお、後述する実施例2も含めて、本実施例1では、核医学診断装置として、PET装置を例に採って説明する。 Incidentally, including the second embodiment to be described later, in the first embodiment, as a nuclear medicine diagnostic apparatus, it will be described as a PET apparatus as an example.

本実施例1に係るPET装置は、図1に示すように、被検体Mを載置する天板1を備えている。 PET apparatus according to the first embodiment, as shown in FIG. 1, includes a top board 1 for supporting a patient M. この天板1は、上下に昇降移動、被検体Mの体軸Zに沿って平行移動するように構成されている。 The top plate 1 is vertically moved up and down, and is configured to translate along the body axis Z of the subject M. このように構成することで、天板1に載置された被検体Mは、後述するガントリ2の開口部2aを通って、頭部から順に腹部、足部へと走査されて、被検体Mの投影データや断層画像といった診断データを得る。 With this configuration, the patient M placed on the top board 1 passes through the opening 2a to be described later gantry 2, the abdomen in order from the head, is scanned into the foot, the patient M obtaining diagnostic data such as projection data and tomographic images. この診断データは、この発明における核医学用データに相当する。 This diagnostic data corresponds to nuclear medicine data in the present invention.

天板1の他に、本実施例1に係るPET装置は、開口部2aを有したガントリ2と、互いに近接配置された複数個のシンチレータブロック(図示省略)と複数個のフォトマルチプライヤ(図示省略)とで構成されるγ線検出器3を備えている。 Other top plate 1, PET apparatus according to the first embodiment, the gantry 2 with the opening 2a, a plurality of scintillator blocks (not shown) which are arranged close to each other and a plurality of photomultiplier (not and a γ-ray detector 3 constituted de abbreviated). 図2に示すように、γ線検出器3は、被検体Mの体軸Z周りを取り囲むようにしてリング状に配置されており、ガントリ2内に埋設されている。 As shown in FIG. 2, gamma-ray detectors 3 are arranged in a ring shape so as to surround the body axis Z of the subject M, are embedded in the gantry 2. フォトマルチプライヤは、シンチレータブロックよりも外側に配設されている。 Photomultiplier is disposed outside the scintillator block. シンチレータブロックの具体的な配置としては、例えば、被検体Mの体軸Zと平行な方向にはシンチレータブロックが2個並び、被検体Mの体軸Z周りにはシンチレータブロックが多数個並ぶ形態が挙げられる。 The specific arrangement of the scintillator block, for example, the body axis Z parallel to the direction of the patient M sequence two scintillator blocks is, the form in which the scintillator block large number arranged in the body axis Z of the subject M and the like. γ線検出器3は後述するエミッションデータを収集する。 γ-ray detectors 3 collects emission data to be described later.

また、点線源4と後述する吸収補正データ(『トランスミッションデータ』とも呼ばれる)を収集するためのγ線検出器5を備えている。 Further, a γ-ray detector 5 for collecting the absorption correction data, which will be described later point radiation source 4 (also referred to as "transmission data"). 吸収補正データ用のγ線検出器5は、エミッションデータを収集するためのγ線検出器3と同様にシンチレータブロック5a(図2を参照)とフォトマルチプライヤ5b(図2を参照)とで構成されている。 Absorption correction γ ray detector 5 for data, structure de similarly to γ-ray detector 3 for collecting emission data and the scintillator blocks 5a (see FIG. 2) and the photomultiplier 5b (see Figure 2) It is. 点線源4は、被検体Mに投与する放射性薬剤、すなわち放射性同位元素(RI)と同種の放射線(本実施例1ではγ線)を照射させる線源であって、被検体Mの外部に配設されている。 Point radiation source 4 is a radiation source to irradiate a radiopharmaceutical to be administered to the subject M, i.e. radioisotope (RI) of the same type radiation (in this example 1 gamma rays), distribution outside of the patient M It has been set. 点線源4は、ガントリ2内に埋設されている。 Point radiation source 4 is embedded in the gantry 2. 点線源4は被検体Mの体軸Z周りに回転する。 The point radiation source 4 rotates in the body axis Z of the subject M. 点線源4は、この発明における外部線源に相当する。 Point radiation source 4 corresponds to external radiation source in the present invention.

トランスミッションデータは、後述する吸収補正を行う他に、バックグラウンド領域(空気領域)BG(図6を参照)およびそれ以外の領域(実質的な被検体Mの領域)R(図6を参照)を区別して抽出するのに用いられる。 Transmission data, in addition to performing the absorption correction which will be described later, background area (air space) BG (see Figure 6) and the other region (region of substantial subject M) R (see FIG. 6) It distinguish used to extract. トランスミッションデータは、アドレスなどの形態情報を有している。 Transmission data is in the form information such as an address. トランスミッションデータは、この発明における形態情報に相当する。 Transmission data corresponds to the form information in the present invention.

また、後述する実施例2も含めて、本実施例1ではγ線検出器5は、γ線検出器3と同様に、図2に示すように被検体Mの体軸Zに複数のシンチレータブロック5aおよびフォトマルチプライヤ5bを配設することで構成されている。 Also, including the second embodiment to be described later, the embodiment 1, γ-ray detector 5, like the γ-ray detector 3, a plurality of scintillator blocks the body axis Z of the subject M as illustrated in FIG. 2 It is constructed by arranging the 5a and photomultiplier 5b. つまり、リング状に配置された多数のγ線検出器3からなる検出器列が体軸Z方向にも多段積み重ねて配設した円筒状の検出器積層体として構成されている。 That is configured as a cylindrical detector laminate detector array comprising a number of γ-ray detectors 3 arranged in a ring shape is disposed stacked multistage to the body axis Z direction. 本実施例1では6列とする。 In Example 1 and six columns.

その他にも、本実施例1に係るPET装置は、天板駆動部6とコントローラ7と入力部8と出力部9と同時計数回路10と投影データ導出部11と吸収補正データ導出部12と吸収補正部13と重畳積分−減算部14とメモリ部15とを備えている。 Besides, PET apparatus according to the first embodiment, a top plate drive unit 6 and the controller 7 and the input unit 8 and an output unit 9 and the coincidence circuit 10 and the projection data deriving part 11 and the absorption correction data deriving part 12 absorbing correcting unit 13 and the convolution - and a subtracting unit 14 and the memory unit 15. 天板駆動部6は、天板1の上述した移動を行うように駆動する機構であって、図示を省略するモータなどで構成されている。 Table driving unit 6 is a mechanism for driving to perform the movement described above of the top plate 1, and is constituted by a motor not shown.

コントローラ7は、本実施例1に係るPET装置を構成する各部分を統括制御する。 The controller 7 generally controls each part constituting the PET apparatus according to the first embodiment. コントローラ7は、中央演算処理装置(CPU)などで構成されている。 The controller 7 is constituted by a central processing unit (CPU).

入力部8は、オペレータが入力したデータや命令をコントローラ7に送り込む。 The input unit 8 feeds the data and commands inputted by the operator to the controller 7. 入力部8は、マウスやキーボードやジョイスティックやトラックボールやタッチパネルなどに代表されるポインティングデバイスで構成されている。 The input unit 8 is a pointing device, typically a mouse, keyboard, joystick, trackball or touch panel. 出力部9はモニタなどに代表される表示部やプリンタなどで構成されている。 The output unit 9 is constituted by a display unit and a printer represented by a monitor.

メモリ部15は、ROM(Read-only Memory)やRAM(Random-Access Memory)などに代表される記憶媒体で構成されている。 Memory section 15 is composed of a ROM (Read-only Memory) and RAM (Random-Access Memory) storage medium typified. 本実施例1では、投影データ導出部11で求められた投影データや、吸収補正データ導出部12で求められた吸収補正データや、吸収補正部13で吸収補正された投影データや、重畳積分−減算部14でそれぞれ処理された後述する各種のデータについてはRAMに書き込んで記憶し、必要に応じてRAMから読み出す。 In the first embodiment, and the projection data obtained by the projection data deriving part 11, the absorption correction attenuation correction data and obtained by the data derivation section 12, and absorption corrected projection data by the absorption correction unit 13, the convolution - stored is written in the RAM for various kinds of data to be described later are respectively processed by the subtraction unit 14, it reads out from the RAM as necessary. ROMには、各種の核医学診断を行うためのプログラム等を予め記憶しており、そのプログラムをコントローラ7が実行することでそのプログラムに応じた核医学診断をそれぞれ行う。 The ROM, and previously stores programs for performing various nuclear medicine diagnosis is performed each nuclear medicine diagnosis corresponding to the program by the program controller 7 executes.

投影データ導出部11と吸収補正データ導出部12と吸収補正部13と重畳積分−減算部14とは、例えば上述したメモリ部15などに代表される記憶媒体のROMに記憶されたプログラムあるいは入力部8などに代表されるポインティングデバイスで入力された命令をコントローラ7が実行することで実現される。 Convolution projection data deriving part 11 and the absorption correction data deriving part 12 and the absorption correction part 13 - and the subtraction unit 14, for example, a program stored in the ROM of the storage medium represented by such as a memory unit 15 described above or the input unit the controller 7 commands input by the pointing device typified 8 is realized by executing.

放射性薬剤が投与された被検体Mから発生したγ線をγ線検出器3のシンチレータブロックが光に変換して、変換されたその光をγ線検出器3のフォトマルチプライヤが光電変換して電気信号に出力する。 The γ-rays generated from the subject M that the radiopharmaceutical has been administered by converting the scintillator block light γ-ray detectors 3, it converted the photomultiplier of the light γ-ray detector 3 photoelectrically converts and outputs it to an electrical signal. その電気信号を画像情報(画素)として同時計数回路10に送り込む。 Feeding the electrical signal to the coincidence circuit 10 as image information (pixel).

具体的には、被検体Mに放射性薬剤を投与すると、ポジトロン放出型のRIのポジトロンが消滅することにより、2本のγ線が発生する。 Specifically, administration of the radiopharmaceutical to the subject M, by positron RI positron emission disappears, two γ-rays are generated. 同時計数回路10は、シンチレータブロックの位置とγ線の入射タイミングとをチェックし、被検体Mを挟んで互いに対向位置にある2つのシンチレータブロックでγ線が同時に入射したときのみ、送り込まれた画像情報を適正なデータと判定する。 Coincidence circuit 10 checks the incident timing of the position and the γ-ray scintillator blocks, only when the γ-rays in two scintillator blocks in the opposite position across the patient M are incident simultaneously, fed image determine the information to the appropriate data. 一方のシンチレータブロックのみにγ線が入射したときには、同時計数回路10は、ポジトロンの消滅により生じたγ線ではなくノイズとして扱い、そのときに送り込まれた画像情報もノイズと判定してそれを棄却する。 When one scintillator block only γ rays are incident, the coincidence circuit 10 are treated as noise instead of γ-rays generated by annihilation of positron, reject it determines the image information sent at that time to as noise to.

実際には、同時計数回路10でかかる処理を行ったとしてもノイズを除去しきれずに、偶発あるいは散乱同時計数といったノイズ成分(特に散乱同時計数)が残るが、これらのノイズについては真の同時計数とともに投影データ導出部11に送り込む。 In fact, without being completely even remove noise as performing the process of such in the coincidence circuit 10, noise components such as accidental or scattered coincidence count (especially scattered coincidence) but remains true coincidence for these noises with it sent into the projection data deriving part 11. 投影データ導出部11は、同時計数回路10から送り込まれた画像情報を投影データとして求め、その投影データを吸収補正部13に送り込む。 The projection data deriving part 11 obtains the image information sent from the coincidence circuit 10 as the projection data, it fed the projection data on the absorption correction unit 13. 投影データ導出部11で求められた投影データは、『エミッションデータ』とも呼ばれる。 Projection data obtained by the projection data deriving part 11 is also referred to as "emission data".

なお、点線源4が被検体Mの体軸Zの周りを回転しながら被検体Mに向けてγ線を照射し、照射されたγ線を吸収補正データ用のγ線検出器5のシンチレータブロック5aが光に変換して、変換されたその光をγ線検出器5のフォトマルチプライヤ5bが光電変換して電気信号に出力する。 The dotted line source 4 is irradiated with γ-rays toward the patient M while rotating around the body axis Z of the subject M, the scintillator blocks γ ray detector 5 for absorption correction data γ rays emitted 5a is converted into light, the photomultiplier 5b of the converted its light γ ray detector 5 outputs the electric signal through photoelectric conversion. その電気信号を画像情報(画素)として吸収補正データ導出部12および重畳積分−減算部14に送り込む。 Absorption correction data deriving part 12 and the convolution of the electric signal as image information (pixel) - feeding to the subtraction unit 14.

吸収補正データ導出部12に送り込まれた画像情報に基づいて吸収補正データを求める。 Based on the image information sent into the absorption correction data deriving part 12 obtains the absorption correction data. 吸収補正データ導出部12は、γ線またはX線の吸収係数とエネルギーとの関係を表す演算を利用することで、CT用の投影データ、すなわちX線吸収係数の分布データをγ線吸収係数の分布データに変換して、γ線吸収係数の分布データを吸収補正データとして求める。 Absorption correction data deriving part 12, by using the calculation representing the relationship between the absorption coefficient and the energy of γ-rays or X-ray projection data for CT, i.e. the distribution data γ ray absorption coefficient of X-ray absorption coefficient It is converted into distribution data, obtaining the distribution data of the γ ray absorption coefficient as the absorption correction data. 導出された吸収補正データを吸収補正部14に送り込む。 Feed the derived absorption correction data on the absorption correction unit 14. 投影データ導出部11で求められた投影データに、吸収補正データ導出部12で求められた吸収補正データを作用させて、被検体Mの体内でのγ線の吸収を考慮した投影データに補正する。 The projection data obtained by the projection data deriving part 11, by the action of absorption correction data obtained by the absorption correction data deriving part 12 corrects the projection data in consideration of the absorption of the γ ray in the body of the subject M . 吸収補正された投影データを重畳積分−減算部14に送り込む。 Convolution absorbed corrected projection data - fed to the subtraction unit 14.

補正された投影データおよびγ線検出器5で検出された画像情報に基づいて重畳積分−減算部14は、後述する各種の処理をそれぞれ行う。 Convolution on the basis of the corrected projection data and the detected image information in γ-ray detector 5 - subtraction unit 14 performs later-described various processes, respectively. 重畳積分−減算部14における各種の処理を経て得られた断層画像を、コントローラ7を介して出力部9に送り込む。 Convolution - feeding the tomographic images obtained through various processes in the subtraction unit 14, the output unit 9 via the controller 7. 吸収補正データ導出部12で求められた吸収補正データや、重畳積分−減算部14に送り込まれた画像情報は、『トランスミッションデータ』とも呼ばれる。 Absorption and correction data deriving unit absorption correction data obtained in 12, convolution - image information sent to the subtraction unit 14, also referred to as "transmission data".

次に、重畳積分−減算部14の具体的な機能について、図3を参照して説明する。 Next, convolution - Specific functions of the subtraction unit 14 will be described with reference to FIG. 図3は、重畳積分−減算部14およびその周辺部のブロック図である。 Figure 3 is a convolution - is a block diagram of a subtraction unit 14 and its peripheral portion. 重畳積分−減算部14は、トランスミッション取得部14aと第1アドレッシング部14bとフーリエ変換部14cと低域通過型フィルタ14d(図3では「LPF」で表記)と逆フーリエ変換部14eと第2アドレッシング部14fと減算器14gとパラメータ導出部14hとを備えている。 Convolution - subtraction unit 14 (denoted by in FIG. 3, "LPF") Transmission acquiring unit 14a and a first addressing unit 14b and the Fourier transform unit 14c and a low-pass filter 14d and the inverse Fourier transform unit 14e and the second addressing parts 14f and subtractor and a 14g and parameter deriving section 14h.

トランスミッション取得部14aは、γ線検出器5から送り込まれた形態情報に相当するトランスミッションデータ(画像情報)を被検体Mごとに取得する。 Transmission acquiring unit 14a acquires transmission data corresponding to the form information sent from the γ ray detector 5 (image information) for each subject M. 第1アドレッシング部14bは、トランスミッション取得部14aで取得されたトランスミッションデータからバックグラウンド領域(空気領域)およびそれ以外の領域(実質的な被検体Mの領域)を区別して抽出する。 First addressing unit 14b extracts distinguishes background area from the transmission data obtained by the transmission acquisition unit 14a (air region) and the other region (region of substantial subject M).

一方、フーリエ変換部14cは、吸収補正部13から送り込まれた吸収補正後のエミッションデータ(投影データ)に対してフーリエ変換を用いた重畳積分を行う。 On the other hand, the Fourier transform unit 14c performs convolution using the Fourier transform to the emission data after absorption correction sent from the absorption correction unit 13 (projection data). 低域通過型フィルタ14dは、フーリエ変換部14cによるフーリエ変換後のエミッションデータに対して、低周波成分となって現れる散乱成分を通過させて推定あるいは抽出する。 Low pass filter 14d, to the emission data after the Fourier transform by the Fourier transform section 14c, estimates or extract is passed through the scattering component appears as a low frequency component. 逆フーリエ変換部14eは、低域通過型フィルタ14dで推定あるいは抽出された散乱成分に対して逆フーリエ変換を用いた逆重畳積分を行う。 Inverse Fourier transform unit 14e performs deconvolution using an inverse Fourier transform on the scattered component estimated or extracted with a low-pass filter 14d. 第2アドレッシング部14fは、第1アドレッシング部14bで抽出されたバックグラウンド領域に基づいて、吸収補正部13から送り込まれた吸収補正後のエミッションデータである元画像に関するバッググラウンド領域および低域通過型フィルタ14dで推定された逆フーリエ変換後の散乱成分に関するバックグラウンド領域をそれぞれ抽出する。 The second addressing unit 14f, based on the background region extracted by the first addressing unit 14b, bags background area and a low-pass about the original image which is the emission data after absorption correction sent from the absorption correction unit 13 background regions for scattering component after the inverse Fourier transform, which is estimated by the filter 14d extracts respectively.

減算器14gは、第2アドレッシング部14fでそれぞれ抽出されたバックグラウンド領域で、吸収補正後のエミッションデータ(元画像)と散乱成分との差分量を導出する。 Subtractor 14g is respectively extracted background regions in the second addressing unit 14f, it derives the difference amount between the scattering component and emission data after absorption correction (original image). また、減算器14gは、低域通過型フィルタ14dで抽出された散乱成分と吸収補正後のエミッションデータ(元画像)との差分量を導出する。 Further, the subtracter 14g derives the difference amount between the emission data after absorption correction and scattered component extracted by the low-pass filter 14d (original image). パラメータ導出部14hは、減算器14gで導出された(バックグラウンド領域に関する)差分量が最小になるパラメータを導出する。 Parameter derivation unit 14h derives parameters subtractor derived by 14 g (about background region) difference amount is minimized. パラメータは、この発明における物理量に相当する。 Parameter corresponds to the physical quantity in the present invention. また、減算器14gで導出された差分量を最終的なエミッションデータとして、コントローラ7を介して出力部9に送り込む。 Further, the differential amount derived by the subtractor 14g as the final emission data, sent into the output part 9 through the controller 7.

トランスミッション取得部14aは、この発明における形態情報取得手段に相当し、第1アドレッシング部14bは、この発明における第1領域抽出手段に相当し、低域通過型フィルタ14dは、この発明における散乱成分推定手段および散乱成分抽出手段に相当し、第2アドレッシング部14fは、この発明における第2領域抽出手段に相当し、減算器14gは、この発明における第1差分量導出手段および第2差分量導出手段に相当し、パラメータ導出部14fは、この発明における物理量導出手段に相当する。 Transmission acquiring unit 14a corresponds to the form information acquiring device in this invention, first addressing unit 14b corresponds to the first area extracting device in this invention, the low-pass filter 14d, the scattering component estimation in the present invention corresponds to the means and the scattered component extracting means, a second addressing unit 14f corresponds to the second region extracting device in this invention, the subtractor 14g is first difference amount deriving means and the second difference amount deriving means in this invention. corresponds to the parameter derivation unit 14f corresponds to a physical quantity deriving means in the present invention. また、本実施例1では、低域通過型フィルタ14dは、この発明における散乱成分推定手段および散乱成分抽出手段を兼用し、減算器14gは、この発明における第1差分量導出手段および第2差分量導出手段を兼用する。 In the first embodiment, the low-pass filter 14d is also serves as a scattered component estimation means, and the scattered component extracting device in this invention, the subtractor 14g is first difference amount deriving means and the second difference in the present invention also it serves as a quantity deriving means.

続いて、重畳積分−減算部14による一連の重畳積分−減算法の具体的な処理について、図4〜図8を参照して説明する。 Subsequently, convolution - a series of convolution by the subtraction unit 14 - the specific process of subtraction method will be described with reference to FIGS. 4-8. 図4は、実施例1に係る一連の重畳積分−減算法のフローチャートであり、図5は、実施例1に係る重畳積分−減算法を概略的に示したフローであり、図6は、トランスミッションデータからの各領域の抽出を模式的に表した説明図であり、図7は、パラメータの説明に供する低域通過型フィルタの模式図であり、図8は、パラメータの範囲設定を模式的に表した説明図である。 Figure 4 is a series of convolution according to Example 1 - a flowchart of a subtraction method, FIG 5 is a convolution according to Example 1 - a flow shown schematically subtraction, 6, transmission is an explanatory view schematically showing the extraction of each region from the data, FIG. 7 is a schematic diagram of a low-pass filter used for explaining a parameter, FIG. 8, schematically the range setting of the parameters it is an explanatory diagram showing.

(ステップS1)サイノグラム作成 被検体Mごとにエミッション用のγ線検出器3がエミッションデータを収集するとともに、トランスミッション用のγ線検出器5がトランスミッションデータを収集する。 (Step S1) sinogram generated gamma ray detector 3 for emission for each object M to collect emissions data, gamma ray detector 5 for transmission to collect transmission data.

具体的には、放射性薬剤が投与された被検体Mから発生したγ線をシンチレータブロックが光に変換して、変換されたその光をフォトマルチプライヤが光電変換して電気信号に出力することで、γ線検出器3がγ線を検出する。 Specifically, the γ-rays generated from the subject M that the radiopharmaceutical has been administered by converting the scintillator block into light, the converted the light by photomultiplier outputs an electric signal through photoelectric conversion , the γ-ray detector 3 for detecting the γ rays. その電気信号を画像情報(画素)として同時計数回路10に送り込んで、偶発同時計数および散乱同時計数も含めて、被検体Mを挟んで互いに対向位置にある2つのシンチレータブロックでγ線が同時に入射したときのみ、送り込まれた画像情報を適正なデータと同時計数回路10は判定する。 By feeding the electric signal to the coincidence circuit 10 as image information (pixel), accidental coincidence and including scatter coincidence, the incident γ-rays at two scintillator blocks in the opposite position across the patient M at the same time when only sent image information appropriate data and coincidence circuit 10 determines. これらの画像情報を投影データ導出部11に送り込む。 Feeding these image information to the projection data deriving part 11.

また、点線源4から照射されて被検体Mを透過したγ線を、シンチレータブロック5aが光に変換して、変換されたその光をフォトマルチプライヤ5bが光電変換して電気信号に出力することで、γ線検出器5がγ線を検出する。 Further, the transmitted γ-rays to the patient M is irradiated from the point radiation source 4, the scintillator block 5a is converted into light, the converted photomultiplier 5b the light output into an electric signal through photoelectric conversion in, gamma-ray detector 5 detects the gamma rays. その電気信号を画像情報(画素)として吸収補正データ導出部12に送り込むとともに、重畳積分−減算部14のトランスミッション取得部14aにも送り込む。 Together sent into the absorption correction data deriving part 12 the electric signal as image information (pixel), convolution - fed to the transmission acquisition unit 14a of the subtracting unit 14.

投影データ導出部11に送り込まれた画像情報に基づいて、縦軸をγ線の照射方向θとし、横軸を被検体Mの体軸Zに直交する面方向としたサイノグラムを作成する。 Based on the image information sent into the projection data deriving part 11, the vertical axis represents the illumination direction θ of γ-rays, the horizontal axis to create a sinogram that the surface direction perpendicular to the body axis Z of the subject M. 同様に、トランスミッション取得部14aに送り込まれた画像情報に基づいて、縦軸をγ線の照射方向θとし、横軸を被検体Mの体軸Zに直交する面方向としたサイノグラムを作成する。 Similarly, based on the image information sent into the transmission acquisition unit 14a, the vertical axis represents the illumination direction θ of γ-rays, the horizontal axis to create a sinogram that the surface direction perpendicular to the body axis Z of the subject M.

(ステップS2)コロナル方向へ変換 ステップS1で作成されたサイノグラムを、コロナル方向の断面(以下、「コロナル断面」と呼ぶ)へ変換する。 The sinogram created in (step S2) coronal conversion direction step S1, coronal direction section (hereinafter, referred to as "coronal cross section") is converted into. ここで、コロナル断面とは天板1(図1を参照)に対して平行な水平面である。 Here, the coronal cross-section that is parallel to the horizontal plane relative to the top plate 1 (see Figure 1). したがって、コロナル断面は体軸Zに平行となり、断層面(スライス面)とは直交する。 Therefore, coronal cross section becomes parallel to the body axis Z, perpendicular to the tomographic plane (slice plane). サイノグラムからコロナル変換された画像のうち、投影データ導出部11に送り込まれたエミッションデータ(投影データ)をトランスミッションデータによって吸収補正部13にて吸収補正し、その吸収補正後のエミッションデータ(投影データ)を元画像(図5では「P 」で表記)として、以下を説明する。 Of coronal transformed image from a sinogram, emission data after absorption correction, and the absorption correction in absorption correction unit 13 emission data sent into the projection data deriving part 11 (the projection data) by transmission data (projection data) as the original image (in Fig. 5 labeled "P 0") will be described below.

(ステップS3)バックグラウンド領域の抽出 一方、ステップS2でサイノグラムからコロナル変換された画像のうち、トランスミッション取得部14aに送り込まれたトランスミッションデータを被検体Mごとに取得し、そのトランスミッションデータから第1アドレッシング部14bはバックグラウンド領域(空気領域)およびそれ以外の領域(実質的な被検体Mの領域)を区別して抽出する。 (Step S3) extracting whereas the background area, among the coronal transformed image from the sinogram at step S2, acquires transmission data fed into the transmission acquisition unit 14a for each object M, the first addressing from the transmission data part 14b extracts distinguishes background area (air space) and the other region (region of substantial subject M).

具体的には、トランスミッションデータは、被検体Mの外部にある点線源4から被検体Mを照射して得られたデータであって、アドレスなどの情報を有している。 Specifically, the transmission data is data obtained by irradiating the subject M from the point radiation source 4 external to the patient M, and has information such as addresses. そこで、図6に示すように、バックグラウンド領域BGおよびそれ以外の領域Rを区別して抽出することが可能である。 Therefore, as shown in FIG. 6, it is possible to extract distinguishes background area BG and the other region R. バックグラウンド領域BGは空気領域でもあるので、点線源4から照射されたγ線がほとんど吸収されることなくトランスミッション用のγ線検出器5で検出される。 Since background area BG is also a air region, is detected by the γ ray detector 5 for transmission without γ-rays emitted from the point radiation source 4 is hardly absorbed. したがって、空気領域に相当するアドレス(画素)での画素値は高い。 Thus, the pixel value at the address (pixel) corresponding to the air region is high. 一方、それ以外の領域Rは、実質的な被検体Mの領域でもあるので、点線源4から照射されたγ線がある程度は吸収されてトランスミッション用のγ線検出器5で検出される。 On the other hand, a region R other than it, because even in a region of substantial subject M, gamma rays emitted from the point radiation source 4 is detected by the gamma ray detector 5 for being absorbed transmission to some extent. したがって、実質的な被検体Mの領域に相当するアドレス(画素)での画素値は低い。 Thus, the pixel value at the address (pixel) corresponding to the region of substantial subject M is low. そこで、所定のしきい値を設けて、そのしきい値よりも高い画素値での画素を、バックグラウンド領域BGとして当てはめるとともに、そのしきい値よりも低い画素値での画素を、それ以外の領域Rとして当てはめることで、図6に示すように各領域を抽出することができる。 Therefore, with a predetermined threshold value, the pixel at high pixel value than the threshold, with fitted as a background region BG, the pixels in the lower pixel value than the threshold, otherwise by applying a region R, it is possible to extract the regions, as shown in FIG.

(ステップS4)フーリエ変換 ステップS2でコロナル変換された吸収補正後の元画像P に対してフーリエ変換(図5では「FFT」で表記)を用いた重畳積分をフーリエ変換部14cは行う。 (Step S4) Fourier transform (FIG. 5 labeled "FFT") Fourier transform section 14c of convolution with the original image P 0 after coronal converted absorbed correction in Fourier transform step S2 is performed.

(ステップS5)α、βの範囲設定 そのフーリエ変換後のエミッションデータの画像(図5では「P 」で表記)に対して、低域通過型フィルタ14dは散乱成分を通過させて推定あるいは抽出する。 (Step S5) alpha, with respect to the image of the emission data after range setting its Fourier transform of beta (in FIG. 5 labeled "P 1"), the estimated or extracted low-pass filter 14d passes the scattered component to. この低域通過型フィルタ14dでは、フーリエ変換後の周波数領域において、下記(1)式で表されるカーネルz(x)を用いる。 In the low-pass filter 14d, in the frequency domain after Fourier transform, the following (1) using a kernel z (x) of the formula.

z(x)=1.0/[1.0+α×exp(β×f×f)] …(1) z (x) = 1.0 / [1.0 + α × exp (β × f × f)] ... (1)
ただし、fは(周波数領域における)オフセット周波数、αは振幅(amplitude)の制御パラメータ、βは帯域制御パラメータ、expは指数関数である。 Where, f is a control parameter, beta is bandwidth control parameter, exp is the exponential function of the offset frequency (in the frequency domain), alpha amplitude (Amplitude). 制御パラメータα、帯域制御パラメータβは、図7に示すように、低域通過型フィルタで設定される。 Control parameter alpha, bandwidth control parameter β, as shown in FIG. 7, is set at a low-pass filter. これらのパラメータα、βの設定によって低域通過型フィルタ14dの特性を変えて、低域通過型フィルタ14dによって推定あるいは抽出される散乱成分を調整する。 These parameters alpha, by changing the characteristics of the low-pass filter 14d by setting the beta, adjusting the scattered component estimated or extracted by the low-pass filter 14d.

そのために、パラメータα、βの範囲を図8に示すように設定する。 Therefore, the parameter alpha, sets the range of β as shown in FIG. パラメータαの範囲の個数をm個とするとともに、パラメータβの範囲の個数をn個とすると、後述するステップS6〜S10をm×n回分だけ繰り返してループすることになる。 The number of range of the parameter α with the m-number, when the number of range of the parameter β is n, so that the loop Repeat step S6~S10 described below only m × n times.

(ステップS6)LPF処理 図8に示す範囲内におけるあるパラメータα、βの条件の下で、上記(1)式で表されるカーネルz(x)を用いて、低域通過型フィルタ14dによる低域通過処理(LPF処理)(図5では「LPF」で表記)を、フーリエ変換後のエミッションデータの画像P に対して行う。 (Step S6) certain parameter α within a range shown in the LPF process Figure 8, under the terms of the beta, using kernel z (x) represented by the above formula (1), low by the low-pass filter 14d pass processing (LPF processing) (FIG. 5 labeled "LPF"), carried out for the image P 1 of the emission data after the Fourier transform. すなわち、フーリエ変換後のエミッションデータの画像P 中の各画素に対して、あるパラメータα、βを設定したカーネルz(x)を適用することで、低域通過処理を行う。 That is, for each pixel in the image P 1 of the emission data after the Fourier transform, certain parameters alpha, by applying the kernel to set the beta z (x), performing a low-pass process.

なお、パラメータα、βを逐次に設定して、ステップ6〜S10を繰り返すことで低域通過処理を行う場合には、パラメータα、βが確実に決定されてない。 The parameter alpha, by setting the beta sequentially, in the case of performing a low-pass treatment by repeating steps 6~S10, the parameter alpha, beta is not securely determined. このときのステップS6での低域通過型フィルタ14dによる処理を「散乱成分の推定」と定義する。 The processing by the low-pass filter 14d in step S6 at this time is defined as "estimation of the scattered component". 一方、後述するステップS11(差分量が最小になるパラメータの導出)でバックグラウンド領域に関する差分量が最小になるパラメータα、βが決定された場合には、その差分量が最小になるパラメータα、βの条件の下でのステップS6での低域通過型フィルタ14dによる処理を「散乱成分の抽出」と定義する。 On the other hand, if the parameter difference amount related background area in step S11 to be described later (derivation of parameters difference amount becomes a minimum) is minimized alpha, beta is determined, the parameter alpha which the difference amount becomes a minimum, the processing by the low-pass filter 14d in step S6 under the conditions of β is defined as "extraction of scattering component".

つまり、パラメータα、βを逐次に設定して、ステップ6〜S10を繰り返すことで低域通過処理を行う場合には、ステップS6での低域通過型フィルタ14dは、この発明における散乱成分推定手段の機能を果たし、ステップS11(差分量が最小になるパラメータの導出)でバックグラウンド領域に関する差分量が最小になるパラメータα、βが決定された場合におけるパラメータα、βの条件の下でのステップS6での低域通過型フィルタ14dは、この発明における散乱成分抽出手段の機能を果たす。 That is, the parameter alpha, by setting the β sequentially, in the case of performing a low-pass treatment by repeating steps 6~S10, low-pass filter 14d in step S6, the scattering component estimation means in the present invention step under conditions of parameters alpha, beta in the case where the acts, parameter alpha which difference quantity related background area is minimized in step S11 (the derivation of parameters difference amount becomes a minimum), beta is determined low pass filter 14d for in S6 performs the function of the scattering component extracting device in this invention.

(ステップS7)逆フーリエ変換 ステップS6で低域通過型フィルタ14dにて推定された散乱成分(図5では「P 」で表記)に対して逆フーリエ変換(図5では「逆FFT」で表記)を用いた逆重畳積分を逆フーリエ変換部14eは行う。 (Step S7) expressed by the inverse Fourier transform (FIG. 5 "inverse FFT" to the estimated scattered component in the inverse Fourier transform step S6 at a low-pass filter 14d (in FIG. 5 labeled "P 2") ) inverse Fourier transform unit 14e performs the deconvolution using. この逆フーリエ変換によって、次のステップS8およびS9で、第2アドレッシング部14fによる抽出および減算器14gによる減算の対象となる吸収補正後の元画像P および逆フーリエ変換後の散乱成分(図5では「P 」で表記)が同じ次元になる。 This inverse Fourier transform, in a next step S8 and S9, the scattering component after extraction and subtractor 14g by the original image P 0 and the inverse Fourier transform after absorption correction to be subtracted by the second addressing unit 14f (FIG. 5 in the notation) is the same dimension in the "P 3".

(ステップS8)バックグラウンド領域の抽出 ステップS3で第1アドレッシング部14bにて抽出されたバックグラウンド領域BGに基づいて、ステップS2でコロナル変換された吸収補正後の元画像P に関するバックグラウンド領域BG、およびステップS6で低域通過型フィルタ14dにて推定されたステップS7での逆フーリエ変換部14eによる逆フーリエ変換後の散乱成分P に関するバックグラウンド領域BGを第2アドレッシング部14fがそれぞれ抽出する。 (Step S8) on the basis of the background area background area BG extracted by the extraction step S3 in the first addressing unit 14b of the background region BG about the original image P 0 after coronal converted absorbed correction in step S2 and background region BG relates scattered component P 3 after the inverse Fourier transform by the inverse Fourier transform unit 14e at step S7 estimated in the low-pass filter 14d in step S6 is the second addressing unit 14f extracts respectively .

具体的には、トランスミッションデータで抽出されたバックグラウンド領域BG(図6を参照)およびそれ以外の領域R(図6を参照)のアドレス(画素)を、元画像P および散乱成分P にそれぞれ適用してアドレッシングを行う。 Specifically, the address of the background area BG extracted in the transmission data (see Figure 6) and the other region R (see Figure 6) (pixel), the original image P 0 and the scattered component P 3 carry out the addressing is applied, respectively. そして、トランスミッションデータでバックグラウンド領域BG(図6を参照)で認定された領域が、元画像P および散乱成分P においてもバックグラウンド領域BG(図5を参照)として抽出され、それ以外の領域R(図6を参照)で認定された領域が、元画像P および散乱成分P においてもそれ以外の領域(図5を参照)として抽出される。 A region that is approved for use in the background region BG (see Figure 6) in the transmission data is extracted as the original image P 0 and the scattered component P 3 is also the background region BG (refer to FIG. 5), the other region that is approved for use in the area R (see Figure 6) are extracted as the other region in the original image P 0 and the scattered component P 3 (see Figure 5).

(ステップS9)バックグラウンド領域に関する差分量の導出 ステップS8で第2アドレッシング部14fにてそれぞれ抽出されたバックグラウンド領域BGで、吸収補正後のエミッションデータ(元画像)P と散乱成分P との差分量(すなわち、バックグラウンド領域に関する差分量)を減算器14gは導出する。 (Step S9) background area respectively extracted background region BG in deriving step S8 of the difference amount with a second addressing unit 14f relates, emission data (original image) after absorption correction P 0 and the scattered component P 3 amount of the difference (i.e., difference amount related background area) subtractor 14g and derives. バックグラウンド領域に関する差分量を求める際には、同じアドレス(画素)同士で画素値の差分(サブトラクション)を行う。 When obtaining the differential amount related background area makes a difference (subtraction) of the pixel values ​​at the same address (pixel) with each other.

(ステップS10)ループ回数? (Step S10) the number of loops?
パラメータα、βを逐次に設定変更して、ステップS6〜S10を繰り返しループして、m×n回のループ回数に達したか否かを判定する。 Parameter alpha, and changing settings β sequentially, repeatedly loops through steps S6 to S10, determines whether the reached number of loops m × n times. もし、m×n回のループ回数に達していなければ、図8に示す範囲内で設定していないパラメータα、βの組み合わせが存在するとして、パラメータα、βの組み合わせを新たに設定して、ステップS6に戻る。 If does not reach the number of loops m × n times, parameters not set within the range shown in FIG. 8 alpha, as a combination of beta is present, the parameter alpha, and newly set the combination of beta, It returns to the step S6. そして、ステップS6(LPF処理)、ステップS7(逆フーリエ変換)、ステップS8(バックグラウンド領域の抽出)、ステップS9(バックグラウンド領域に関する差分量の導出)、ステップS10(ループ回数?)を繰り返し行う。 Then, step S6 (LPF processing), step S7 (inverse Fourier transform), step S8 (background region extraction), the step S9 (Derivation of differential amount related background area) repeats the step S10 (loop count?) . もし、m×n回のループ回数に達していれば、図8に示す範囲内のパラメータα、βの組み合わせを全て設定し終えたとして、次のステップS11に進む。 If it has reached the number of loops m × n times, parameters in the ranges shown in FIG. 8 alpha, as finished setting all combinations of beta, the process proceeds to the next step S11.

(ステップS11)差分量が最小になるパラメータの導出 ステップS9で減算器14gにて導出されたバックグラウンド領域に関する差分量が最小になるパラメータα、β(の組み合わせ)をパラメータ導出部14hが導出する。 (Step S11) parameter difference amount related background area derived by the subtractor 14g by the parameter derivation step S9 in which the difference amount becomes a minimum is minimized alpha, beta (combination) a parameter derivation unit 14h derives . 具体的には、ステップ6〜S10を繰り返すたびにステップS9で得られたパラメータα、βの組み合わせごとのバックグラウンド領域に関する差分量をそれぞれ比較して、存在する組み合わせのm×n回分の差分量の中で最小となるパラメータα、β(図5では「最適α、β」で表記)をパラメータ導出部14hが判定して導出する。 Specifically, the parameter obtained in step S9 in each iteration of step 6~S10 alpha, by comparing the difference amount related background area of ​​each combination of β respectively, a difference of m × n times of combinations that exist smallest parameter in the alpha, beta parameter derivation unit 14h to (in FIG. 5 "optimum alpha, beta" notation) is derived by determining.

このようにパラメータα、βが決定された条件の下で、上記(1)式で表されるカーネルz(x)を用いて、低域通過型フィルタ14dによる低域通過処理(LPF処理)(図5では「LPF」で表記)を、フーリエ変換後のエミッションデータの画像P に対して行う。 Thus under the parameter alpha, the condition that β is determined, the (1) using a kernel z (x) of the formula, the low-pass processing by the low-pass filter 14d (LPF processing) ( in Figure 5 the notation) at "LPF" is performed on the image P 1 of the emission data after the Fourier transform. すなわち、フーリエ変換後のエミッションデータの画像P 中の各画素に対して、(バックグラウンド領域に関する)差分量が最小になるパラメータα、βを設定したカーネルz(x)を適用することで、低域通過処理を行う。 That is, for each pixel in the image P 1 of the emission data after the Fourier transform, by applying the parameters (background area about) the difference amount becomes a minimum alpha, kernel sets the beta z (x), perform low-pass processing.

(ステップS12)S6、S7から選択 実際には、差分量が最小になるパラメータα、βの条件の下で、ステップS6(LPF処理)、ステップS7(逆フーリエ変換)が既に行われているので、差分量が最小になるパラメータα、βの条件の下で、ステップS6で低域通過型フィルタ14dにて抽出された散乱成分(図5では。「P ´」で表記)を、ステップS6で低域通過型フィルタ14dにて推定されたm×n回分の散乱成分P から選択する。 (Step S12) S6, S7 select the actual parameters that differential amount is minimized alpha, under the terms of the beta, step S6 (LPF processing), since the step S7 (inverse Fourier transform) has already been performed , parameter difference amount is minimized alpha, under the terms of the beta, scattered components extracted by the low-pass filter 14d in step S6 to (in FIG. 5. labeled "P 2 '"), step S6 in selecting from the scattered component P 2 of m × n times estimated by the low-pass filter 14d. そして、差分量が最小になるパラメータα、βの条件の下で、ステップS7での逆フーリエ変換部14eによる逆フーリエ変換後の散乱成分(図5では。「P ´」で表記)を、ステップS7で逆フーリエ変換部14eにて逆フーリエ変換されたm×n回分の散乱成分P から選択する。 The parameter difference amount is minimized alpha, under the terms of the beta, scattered component after the inverse Fourier transform by the inverse Fourier transform unit 14e at a step S7 to (in FIG. 5. Labeled "P 3 '"), in step S7 in the inverse Fourier transform unit 14e selects from the inverse Fourier transformed m × n times the scattered component P 3.

(ステップS13)差分量の導出 このように選択された散乱成分P ´と吸収補正後のエミッションデータ(元画像)P との差分量を減算器14gは導出する。 (Step S13) subtractor 14g amount of difference between the emission data (original image) P 0 of the differential amount of deriving thus selected scattered component P 3 'and the absorption-corrected is derived. なお、このときには、ステップS8のようにバックグラウンド領域を抽出せずに、またステップS9のように、バックグラウンド領域のみで行わず、バックグラウンド領域およびそれ以外の領域も含めた全領域で差分量を減算器14gは求める。 Incidentally, at this time, without extracting the background area as in step S8, also as in Step S9, without only the background area, the difference amounts in all areas, including the background area and the other region the subtracter 14g obtains.

このステップS13で減算器14gにて導出された差分量を最終的なエミッションデータ(図5では「P 」で表記)として、コントローラ7を介して出力部9に送り込む。 As the final emission data difference amount derived by the subtractor 14g in step S13 (denoted by in FIG. 5, "P 4") is fed into the output unit 9 via the controller 7. なお、このエミッションデータに関する投影データから再構成して断層画像を得る際には、フーリエ変換後の画像を除いて、ステップS2以降ではコロナル断面で行われているので、一旦サイノグラムに戻してから再構成を行う。 Incidentally, in obtaining the tomographic image is reconstructed from the projection data for this emission data, except for the image after the Fourier transform, since the step S2 and subsequent taking place in the coronal cross-section, since once returned to the sinogram re perform the configuration. この断層画像についても、コントローラ7を介して出力部9に送り込む。 This tomographic image is also sent into the output part 9 through the controller 7.

上述の構成を備えた本実施例1に係るPET装置によれば、低域通過型フィルタ14dと減算器14gとを備えることで、低域通過型フィルタ14dで抽出された散乱成分とエミッションデータ(元画像)との差分量を導出して、その差分量を、最終的なエミッションデータとして求めることになり、例えば、上述した従来の重畳積分−減算法を実現することができる。 According to the PET apparatus according to the first embodiment having the above configuration, the low-pass filter 14d and by providing a subtracter 14 g, the low-pass scattered component extracted by the filter 14d and emission data ( derive the amount of difference between the original image), the difference amount, will be determined as the final emission data, for example, conventional convolution discussed above - can be achieved subtraction. 低域通過型フィルタ14dによってエミッションデータ(元画像)から散乱成分を抽出する際に、様々な物理量(本実施例1ではパラメータα、β)を用いて抽出が行われるが、物理量(パラメータα、β)は被検体Mの撮像環境(個々の被検体M、被検体Mの撮像部位)によって異なる。 When extracting scattered component from the emission data by a low-pass filter 14d (original image), various physical quantities (in the first embodiment the parameters alpha, beta) The extraction is performed using a physical quantity (parameter alpha, beta) depends imaging environment of the subject M (individual subject M, an imaging region of a subject M). また、個々の被検体M、被検体Mの撮像部位によって、バックグラウンド領域(空気領域)およびそれ以外の領域(実質的な被検体の領域)も異なる。 Further, each of the subject M, the imaging region of a subject M, background area (air space) and the other region (region of substantial analyte) is also different.

そこで、被検体Mの外部にある点線源4から被検体Mを照射して得られたトランスミッションデータが形態情報を有することから、先ず、トランスミッション取得部14aは、被検体Mの外部にある点線源4について、その点線源4から照射されて被検体Mを透過したγ線に基づいたトランスミッションデータ(形態情報)を被検体Mごとに取得する。 Therefore, since the transmission data obtained by irradiating the subject M from the point radiation source 4 external to the patient M has the form information, first, the transmission acquisition unit 14a, point source that is external to the subject M for 4, obtains transmission data based on the transmitted γ-rays through the subject M is irradiated from the point radiation source 4 a (morphological information) for each subject M. そのトランスミッション取得部14aで取得されたトランスミッションデータはアドレスなどの情報を有していることから、第1アドレッシング部14bは、トランスミッションデータからバックグラウンド領域BG(図6を参照)およびそれ以外の領域R(図6を参照)を区別して抽出することが可能である。 Since the transmission data acquired is to have information such as the address at the transmission acquisition unit 14a, a first addressing unit 14b (see FIG. 6) the background region BG from the transmission data and the other region R it is possible to extract distinguished (see Figure 6). 一方、低域通過型フィルタ14dは、エミッションデータ(元画像)から散乱成分を推定する。 On the other hand, the low-pass filter 14d estimates the scattered component from the emission data (original image). 上述した第1アドレッシング部14bで抽出されたバックグラウンド領域BGに基づいて、エミッションデータに関するバックグラウンド領域BG(図5を参照)および上述した低域通過型フィルタ14dで推定された散乱成分に関するバックグラウンド領域BG(図5を参照)を、第2アドレッシング部14fがそれぞれ抽出する。 Based on the background area BG extracted by the first addressing unit 14b described above, the background region BG (see Figure 5) and background regarding scattered component estimated by the low-pass filter 14d described above regarding emission data the region BG (see Figure 5), the second addressing unit 14f extracts respectively. その第2アドレッシング部14fでそれぞれ抽出されたバックグラウンド領域BG(図5を参照)で、減算器14gは、エミッションデータ(元画像)と散乱成分との差分量を導出する。 In its second addressing unit 14f in each extracted background region BG (see Figure 5), a subtractor 14g derives the difference amount between the emission data (original image) and a scattering component.

上述した低域通過型フィルタ14dで散乱成分を抽出するのに用いられる物理量(パラメータα、β)が最適な値であれば、2アドレッシング部14fでそれぞれ抽出されたバックグラウンド領域BGでは、エミッションデータ(元画像)と散乱成分とが等しくなると見なされる。 As to the physical quantity (parameter alpha, beta) is the optimum value used to extract the scattering component in the low-pass filter 14d described above, in the background area BG extracted respectively 2 addressing unit 14f, emission data and the (original image) and a scattering component is considered equal. つまり、バックグラウンド領域BGでは、エミッションデータ(元画像)と散乱成分との差分量がほぼ“0”になると見なされる。 That is, in the background area BG, are considered differences of the emission data (original image) and a scattering component is substantially "0". そこで、減算器14gで導出された(元画像と散乱成分との)差分量が最小になる物理量(パラメータα、β)を、パラメータ導出部14hが導出する。 Therefore, the physical quantity derived by the subtracter 14 g (the original image and the scattered component) difference amount becomes minimum (parameter alpha, beta), and the parameter derivation unit 14h is derived. このように求められた物理量(パラメータα、β)は、被検体Mの撮像環境ごとに求められた値であり、被検体Mの撮像環境ごとにそれぞれ最適化されている。 The physical amount obtained as (the parameters alpha, beta) is a value determined for each imaging environment of the subject M, are each optimized for each imaging environment of the subject M. したがって、このように求められた物理量(パラメータα、β)に基づいて低域通過型フィルタ14dがエミッションデータ(元画像)から散乱成分を抽出し、その低域通過型フィルタ14dで抽出された散乱成分とエミッションデータ(元画像)との差分量を、減算器14gが導出することで、被検体Mの撮像環境にそれぞれ応じて差分量を最終的なエミッションデータとしてそれぞれ求めることができる。 Thus, such physical amount obtained in (parameter alpha, beta) based on the low-pass filter 14d extracts the scattered component from the emission data (original image), and extracted with the low-pass filter 14d scattering the amount of difference between the component and the emission data (original image), a subtractor 14g by derives, can be obtained respectively the difference amount as the final emission data according respectively to the imaging environment of the subject M. その結果、低域通過型フィルタ14dと減算器14gとによる散乱補正による散乱補正精度を向上させることができる。 As a result, it is possible to improve the scattering correction accuracy due to scattering correction by the low-pass filter 14d and a subtractor 14 g.

本実施例1では、PET装置は、点線源4を備え、点線源4は放射性薬剤と同種のγ線を照射している。 In Example 1, PET device comprises a point radiation source 4, the point radiation source 4 is irradiated with γ rays of radioactive drugs and the like. 本実施例1の場合、PET装置が点線源4を備え、点線源が放射性薬剤と同種のγ線を照射して被検体Mを透過することで、そのγ線に基づいてトランスミッションデータ(形態情報)を求める。 In this embodiment 1, PET device comprises a point radiation source 4, by a point source is transmitted through the patient M is irradiated with γ rays of radioactive drugs and the like, transmission data (form information based on the γ-ray ) is obtained. そして、このトランスミッションデータ(形態情報)を利用して第1アドレッシング部14aはバックグラウンド領域およびそれ以外の領域を区別して抽出して、重畳積分−減算部14の各手段による演算を行う。 The first addressing unit 14a by utilizing the transmission data (form information) is extracted by distinguishing background area and the other areas, convolution - performing the calculation by the means of the subtraction unit 14.

次に、図面を参照してこの発明の実施例2を説明する。 Next, with reference to the drawings illustrating a second embodiment of the present invention.
図9は、実施例2に係るPET装置とX線CT装置とを備えたPET−CT装置の側面図およびブロック図である。 Figure 9 is a side view and a block diagram of a PET-CT apparatus and a PET apparatus and an X-ray CT apparatus according to the second embodiment. PET−CT装置は、この発明における診断システムに相当する。 PET-CT apparatus corresponds to the diagnostic system in the present invention.

上述した実施例1では、PET装置が点線源4を備え、点線源4が放射性薬剤と同じγ線を照射して被検体Mを透過して、γ線検出器5がそのγ線を検出することで、その放射線に基づいて形態情報としてトランスミッションデータを収集したが、本実施例2では、X線CT装置から得られたCT用の投影データを形態情報として用いている。 In the first embodiment described above, with the PET apparatus has a point radiation source 4, the point radiation source 4 is irradiated with the same gamma ray as the radiopharmaceutical is transmitted through the subject M, gamma-ray detector 5 detects the gamma rays it is has been collecting transmission data as a form information based on the radiation is used in the second embodiment, the projection data for CT obtained from X-ray CT apparatus as a form information. CT用の投影データは、この発明における形態情報に相当し、X線CT用データにも相当する。 Projection data for CT corresponds to the form information in the present invention, corresponding to the X-ray CT data.

X線CT装置は、開口部31aを有したガントリ31とX線管32とX線検出器33とを備えている。 X-ray CT apparatus comprises a gantry 31 and X-ray tube 32 and X-ray detector 33 having an opening 31a. X線管32およびX線検出器33は、被検体Mを挟んで互いに対向配置されており、ガントリ31内に埋設されている。 X-ray tube 32 and X-ray detector 33, across the patient M are facing each other, are embedded in the gantry 31. X線検出器33を構成する多数個の検出素子は被検体Mの体軸Z周りに扇状に並ぶ。 A large number of detecting elements constituting the X-ray detector 33 is arranged in a fan shape to the body axis Z of the subject M.

その他にもX線CT装置は、ガントリ駆動部34と高電圧発生部35とコリメータ駆動部36とCT用再構成部37とを備えて構成されている。 X-ray CT apparatus to other is configured with a gantry driving unit 34 and the high voltage generator 35 and the collimator drive unit 36 ​​and the CT reconstruction part 37. CT用再構成部37は、例えば上述したメモリ部15などに代表される記憶媒体のROMに記憶されたプログラムあるいは入力部8で入力された命令をコントローラ7が実行することで実現される。 CT for reconstruction unit 37, for example, a command inputted by the program or the input unit 8, which is stored in the ROM of the storage medium represented by such as a memory unit 15 described above the controller 7 are realized by executing. なお、後述するCT用の投影データやCT用再構成部37で処理されたCT用の断層画像も、上述した実施例1と同様にメモリ部15のRAMに書き込んで記憶し、必要に応じてRAMから読み出す。 Incidentally, the tomographic image for CT processed by the reconstruction unit 37 for projection data and CT for CT to be described later, and stored is written in the RAM likewise the memory unit 15 as in Example 1 described above, if necessary read from RAM.

ガントリ駆動部34は、互いに対向関係を維持させたままX線管32とX線管検出器33とをガントリ31内で被検体Mの体軸Z周りに回転させるように駆動する機構であって、図示を省略するモータなどで構成されている。 The gantry driving unit 34 is a mechanism for driving to rotate the body axis Z of the subject M and the X-ray tube 32 and X-ray tube detector 33 while to maintain the facing relationship to each other within the gantry 31 It is constituted by a motor not shown.

高電圧発生部35は、X線管32の管電圧や管電流を発生させる。 High voltage generating unit 35 generates a tube voltage and tube current of the X-ray tube 32. コリメータ駆動部36は、X線の照視野を設定し、X線管32に近接されたコリメータ(図示省略)について水平方向の移動を行うように駆動する機構であって、図示を省略するモータなどで構成されている。 The collimator driver 36 sets the irradiation field of X-ray, a mechanism for driving to perform horizontal movement for proximity to the collimator (not shown) in the X-ray tube 32, such as a motor not shown in is configured.

間接変換型のX線検出器33の場合には、X線管32から照射されて被検体Mを透過したX線を、X線検出器33内のシンチレータ(図示省略)が光に変換するとともに、変換された光を光感応膜(図示省略)が光電変換して電気信号に出力する。 In the case of X-ray detector 33 of the indirect conversion type, the X-rays transmitted through the being irradiated object M from the X-ray tube 32, with a scintillator in X-ray detector 33 (not shown) is converted into light the light sensitive film (not shown) the converted light is outputted to an electric signal by photoelectric conversion. 直接変換型のX線検出器33の場合には、X線を放射線感応膜(図示省略)が電気信号に直接的に変換して出力する。 In the case of a direct conversion type X-ray detector 33, the radiation sensitive film (not shown) the X-rays are output directly converted into an electrical signal. その電気信号を画像情報(画素)として、CT用再構成部37に送り込む。 The electric signal as image information (pixel), fed to the reconstruction unit 37 for CT. CT用再構成部37に送り込まれる画像情報はCT用の投影データとして伝送される。 Image information sent into the CT reconstruction part 37 is transmitted as a projection data for CT.

CT用の投影データは、実施例1で述べたトランスミッションデータと同じように形態情報を有しており、本実施例2では、CT用の投影データをトランスミッションデータとして用いるために吸収補正データ導出部12や重畳積分−減算部14のトランスミッション取得部14a(図9では図示省略、図3を参照)に送りこむとともに、CT用再構成部37にも送り込む。 Projection data for CT has just as the form information and transmission data described in Example 1, in Example 2, the absorption correction data deriving part for using projection data for CT as transmission data 12 and convolution - transmission acquiring unit 14a of the subtraction unit 14 together with the sent into the (not shown in FIG. 9, see FIG. 3), fed to the reconstruction unit 37 for CT.

CT用再構成部37に送り込まれた画像情報(CT用の投影データ)を再構成して、CT用の断層画像を求める。 It reconstructs the image information sent into the CT reconstruction part 37 (projection data for CT), obtains a tomographic image for CT. このCT用の断層画像を、コントローラ7を介して出力部9に送り込む。 A tomographic image for the CT, sent into the output part 9 through the controller 7.

吸収補正データ導出部12や重畳積分−減算部14を含むPET装置の後段の処理部(吸収補正部13)の各機能については、実施例1と同様なので、その説明を省略する。 Absorption correction data deriving part 12 and the convolution - for each function of the subsequent processing of the PET apparatus containing the subtraction unit 14 (absorption correction unit 13) is the same as in Example 1, the description thereof is omitted. なお、重畳積分−減算部14を経て再構成されたPET用の断層画像と、CT用再構成部37で再構成されたCT用の断層画像とを出力部9で重ね合わせて重畳出力してもよい。 Incidentally, the convolution - and the tomographic image for reconstructed through the subtraction unit 14 PET, superimposes output superimposed on the output unit 9 and the tomographic image for CT reconstructed by the reconstruction unit 37 for CT it may be.

ただし、実施例1では、重畳積分−減算部14のトランスミッション取得部14aが、点線源4から照射されて被検体Mを透過したγ線に基づいたトランスミッションを形態情報として被検体Mごとに取得するのに対して、本実施例2では、X線CT用データを形態情報として被検体Mごとに取得する。 However, in Example 1, convolution - Transmission acquiring unit 14a of the subtracting unit 14 obtains for each subject M transmissions based is irradiated from the point radiation source 4 to the transmitted γ-rays through the patient M as morphological information whereas, in example 2, to obtain for each object M data for X-ray CT as a morphological information.

このように、本実施例2では、X線CT装置のX線検出器33で検出されて得られたCT用の投影データをCT用再構成部37に送り込むとともに、吸収補正データ導出部12や重畳積分−減算部14のトランスミッション取得部14aに送り込み、CT用の投影データを形態情報として用いている。 Thus, in the second embodiment, with feeds the projection data for CT obtained are detected by the X-ray detector 33 of the X-ray CT apparatus reconstructing unit 37 for CT, Ya absorption correction data deriving part 12 convolution - fed to the transmission acquisition unit 14a of the subtracting unit 14, it uses the projection data for CT as the form information.

上述の構成を備えた本実施例2に係るPET−CT装置の診断システムによれば、実施例1と同様に、重畳積分−減算部14の各手段を経て導出された物理量(パラメータα、β)は、被検体Mの撮像環境ごとに求められた値であり、被検体Mの撮像環境ごとにそれぞれ最適化されている。 According to the diagnostic system of the PET-CT apparatus according to the second embodiment having the above configuration, in the same manner as in Example 1, convolution - physical quantity derived through the means of the subtraction unit 14 (parameter alpha, beta ) is a value determined for each imaging environment of the subject M, they are each optimized for each imaging environment of the subject M. したがって、このように求められた物理量(パラメータα、β)に基づいて被検体Mの撮像環境にそれぞれ応じて散乱成分とエミッションデータ(元画像)との差分量を最終的なエミッションデータとしてそれぞれ求めることができ、低域通過型フィルタ14dと減算器14gとによる散乱補正による散乱補正精度を向上させることができる。 Therefore, finding each such physical amount obtained in (parameter alpha, beta) based on the amount of difference between the scattering component and emission data according respectively to the imaging environment of the subject M (original image) as the final emission data it is possible, it is possible to improve the scattering correction accuracy due to scattering correction by the low-pass filter 14d and a subtractor 14 g.

本実施例2の場合、X線CT装置において、被検体Mの外部から照射されて被検体Mを透過したX線に基づいてX線CT用データを求め、そのX線CT用データを形態情報として、重畳積分−減算部14のトランスミッション取得部14aは、被検体Mごとに取得する。 In this embodiment 2, the X-ray CT apparatus obtains the data for X-ray CT based on X-rays transmitted through the patient M is irradiated from outside of the patient M, the form information and the X-ray CT data as a convolution - transmission acquiring unit 14a of the subtracting unit 14 obtains each object M. そして、この形態情報を利用して第1アドレッシング部14b(図9では図示省略、図3を参照)はバックグラウンド領域およびそれ以外の領域を区別して抽出して、重畳積分−減算部14の各手段による演算を行う。 Then, the first addressing unit 14b using the form information (in FIG. 9 not shown, see Figure 3) is extracted by distinguishing background area and the other areas, convolution - each of the subtraction section 14 performing a calculation by means.

なお、本実施例2では、PET装置とX線CT装置とを1つの診断システムに統合したが、X線CT装置をPET装置の外部装置として構成し、PET装置にX線CT装置から得られた形態情報(本実施例2では形態情報として用いられたCT用の投影データ)を転送するようにしてもよい。 In the second embodiment, although the integration of the PET apparatus and an X-ray CT apparatus in one diagnostic system, constitutes an X-ray CT apparatus as an external device of the PET device, obtained from X-ray CT apparatus in PET device form information (projection data for CT, which is used as in example 2 morphological information) may be transferred has. この場合には、X線CT装置は、PET装置から見れば外部装置となる。 In this case, X-rays CT apparatus, the external apparatus when viewed from the PET apparatus.

この発明は、上記実施形態に限られることはなく、下記のように変形実施することができる。 This invention is not limited to the foregoing embodiments, but may be modified as follows.

(1)上述した各実施例では、PET装置を例に採って説明したが、この発明は、単一のγ線を検出して被検体の断層画像を再構成するSPECT(Single Photon Emission CT)装置などにも適用することができる。 (1) In each of the foregoing embodiments has been described taking the PET apparatus as an example, the present invention is to detect a single γ-ray SPECT for reconstructing a tomographic image of the subject (Single Photon Emission CT) device to the like can be applied.

(2)上述した各実施例では、トランスミッション用のγ線検出器5が静止したままでγ線を検出する静止型であったが、γ線検出器5が被検体Mの周りを回転しながらγ線を検出する回転型でもよい。 In (2) each of the foregoing embodiments, but there was still type gamma ray detector 5 for transmission to detect gamma rays remain stationary, gamma-ray detector 5 while rotating around the subject M or a rotary type for detecting the γ rays.

(3)上述した各実施例では、形態情報(実施例1ではトランスミッションデータ、実施例2ではX線CT用データ)は、吸収補正にも用いられていたが、必ずしも吸収補正を行う必要はない。 (3) In each embodiment described above, the form information (Example 1, transmission data, Example 2, the data for X-ray CT), which had also been used in absorption correction, it is not always necessary to perform the absorption correction . また、吸収補正後のミッションデータを元画像として、散乱成分の減算処理の対象として用いたが、吸収補正を行わないエミッションデータを元画像として、散乱成分の減算処理の対象として用いてもよい。 Further, the absorption after the correction mission data as the original image, is used as the target of subtraction of the scattered component, as the original image emission data that does not perform absorption correction may be used as a subtraction processing of the target scattered component.

(4)上述した各実施例では、低域通過型フィルタ14dは、この発明における散乱成分推定手段および散乱成分抽出手段を兼用し、減算器14gは、この発明における第1差分量導出手段および第2差分量導出手段を兼用したが、散乱成分推定手段に相当する低域通過型フィルタと散乱成分抽出手段に相当する低域通過型フィルタとを個別に備えてもよいし、第1差分量導出手段に相当する減算器と第2差分量導出手段に相当する減算器とを個別に備えてもよい。 (4) In each embodiment described above, the low-pass filter 14d is also serves as a scattered component estimation means, and the scattered component extracting device in this invention, the subtractor 14g is first difference amount deriving means in the present invention and the was also used two differential amount deriving means, the scattered component and a low-pass filter may be provided separately for the corresponding low-pass filter corresponding to the scattering component extracting means estimating means, first difference amount deriving a subtracter and a subtractor corresponding to the second difference amount deriving means corresponding to the means may be provided separately.

実施例1に係るPET(Positron Emission Tomography)装置の側面図およびブロック図である。 Is a side view and block diagram of a PET (Positron Emission Tomography) apparatus according to the first embodiment. PET装置内のγ線検出器の配置図である。 PET is a layout view of a γ-ray detector in the device. 重畳積分−減算部およびその周辺部のブロック図である。 Convolution - is a block diagram of a subtraction unit and its peripheral portion. 実施例1に係る一連の重畳積分−減算法のフローチャートである。 A series of convolution according to Example 1 - is a flowchart of a subtraction method. 実施例1に係る重畳積分−減算法を概略的に示したフローである。 Convolution according to Example 1 - a flow shown schematically subtraction. トランスミッションデータからの各領域の抽出を模式的に表した説明図である。 The extraction of each region from the transmission data is an explanatory view schematically showing. パラメータの説明に供する低域通過型フィルタの模式図である。 It is a schematic diagram of a low-pass filter used for explaining a parameter. パラメータの範囲設定を模式的に表した説明図である。 The range setting of parameters is an explanatory view schematically showing. 実施例2に係るPET装置とX線CT装置とを備えたPET−CT装置の側面図およびブロック図である。 It is a side view and block diagram of a PET-CT apparatus and a PET apparatus and an X-ray CT apparatus according to the second embodiment. 従来の重畳積分−減算法を概略的に示したフローである。 Conventional convolution - a flow shown schematically subtraction.

符号の説明 DESCRIPTION OF SYMBOLS

4 … 点線源 14a … トランスミッション取得部 14b … 第1アドレッシング部 14d … 低域通過型フィルタ(LPF) 4 ... point source 14a ... Transmission acquiring unit 14b ... first addressing unit 14d ... low-pass filter (LPF)
14f … 第2アドレッシング部 14g … 減算器 14h … パラメータ導出部 BG … バックグラウンド領域 α、β … パラメータ M … 被検体 14f ... second addressing unit 14 g ... subtractor 14h ... parameter derivation unit BG ... background area alpha, beta ... parameter M ... subject

Claims (3)

  1. 放射性薬剤が投与された被検体から発生した放射線に基づいて被検体の核医学用データを求める核医学診断装置であって、(A)被検体の外部にある外部線源について、その外部線源から照射されて被検体を透過した放射線に基づいた形態情報を被検体ごとに取得する形態情報取得手段と、(B)その形態情報取得手段で取得された前記形態情報からバックグラウンド領域およびそれ以外の領域を区別して抽出する第1領域抽出手段と、(C)前記核医学データから散乱成分を推定する散乱成分推定手段と、(D)前記第1領域抽出手段で抽出された前記バックグラウンド領域に基づいて、核医学データに関するバックグラウンド領域および前記散乱成分推定手段で推定された散乱成分に関するバックグラウンド領域をそれぞれ抽出する第2 Radiopharmaceutical based on the radiation generated from a subject administered a nuclear medicine diagnostic apparatus for determining a nuclear medical data of the subject, (A) for an external radiation source that is external to the subject, the external radiation source and form information obtaining means for obtaining configuration information based is irradiated to the radiation transmitted through the object for each object from, (B) the background region and other from the form information obtained in that form information obtaining means a first region extracting means for extracting to distinguish the region, (C) and scattered component estimation means for estimating the scattered component from the nuclear medicine data, (D) wherein the background region extracted by the first area extracting means based on the second to extract the background region about the scattering component estimated in the background region and the scattered component estimation means on nuclear medicine data, respectively 域抽出手段と、(E)その第2領域抽出手段でそれぞれ抽出された前記バックグラウンド領域で、核医学データと前記散乱成分との差分量を導出する第1差分量導出手段と、(F)その第1差分量導出手段で導出された前記差分量が最小になる物理量を導出する物理量導出手段とを備えるとともに、(a)その物理量導出手段で導出された物理量に基づいて核医学データから散乱成分を抽出する散乱成分抽出手段と、(b)その散乱成分抽出手段で抽出された散乱成分と核医学用データとの差分量を導出する第2差分量導出手段とを備え、その第2差分量導出手段で導出された前記差分量を、最終的な核医学用データとして求めることを特徴とする核医学診断装置。 A frequency extracting means, (E) the background area extracted respectively at its second region extracting means, a first differential amount deriving means for deriving a difference amount between the nuclear medicine data and the scatter component, (F) together and a physical quantity deriving means for the differential amount derived in the first difference amount deriving means derives the physical quantity becomes minimum, the scattering from the nuclear medicine data based on (a) the physical quantity derived by the physical quantity deriving means with a scattering component extracting means for extracting a component, and a second difference amount deriving means for deriving a difference amount of (b) and scattered components thereof extracted by the scattered component extracting means and for nuclear medicine data, the second difference the difference amount derived by the amount deriving means, nuclear medicine diagnostic apparatus and obtaining as a final nuclear medicine data.
  2. 請求項1に記載の核医学診断装置において、前記外部線源を備え、その外部線源は前記放射性薬剤と同種の放射線を照射することを特徴とする核医学診断装置。 In nuclear medicine diagnostic apparatus according to claim 1, wherein an external radiation source, nuclear medicine diagnostic apparatus that external radiation source, characterized in that applying radiation of the radiopharmaceutical and the like.
  3. 核医学診断装置に用いられる診断システムであって、核医学診断装置とX線CT装置とを備えて構成されており、核医学診断装置は、放射性薬剤が投与された被検体から発生した放射線に基づいて被検体の核医学用データを求め、前記X線CT装置は、被検体の外部から照射されて被検体を透過したX線に基づいてX線CT用データを求め、前記核医学診断装置は、(A´)前記X線CT用データを形態情報として被検体ごとに取得する形態情報取得手段と、(B)その形態情報取得手段で取得された前記形態情報からバックグラウンド領域およびそれ以外の領域を区別して抽出する第1領域抽出手段と、(C)前記核医学データから散乱成分を推定する散乱成分推定手段と、(D)前記第1領域抽出手段で抽出された前記バックグラウンド A diagnostic system for use in a nuclear medicine diagnostic apparatus is configured and a nuclear medicine diagnosis apparatus and an X-ray CT apparatus, a nuclear medicine diagnostic apparatus, radiation generated from a subject radiopharmaceutical administered seek for nuclear medicine data of the object based on the X-ray CT apparatus obtains the data for X-ray CT based on X-rays transmitted through the irradiated with the subject from the outside of the subject, the nuclear medicine diagnostic apparatus is, (A') and form information obtaining means for obtaining for each object data for the X-ray CT as a form information, (B) the background region and other from the form information obtained in that form information obtaining means a first region extracting means for extracting to distinguish the region, (C) and scattered component estimation means for estimating the scattered component from the nuclear medicine data, (D) wherein the background extracted by the first area extracting means 域に基づいて、核医学データに関するバックグラウンド領域および前記散乱成分推定手段で推定された散乱成分に関するバックグラウンド領域をそれぞれ抽出する第2領域抽出手段と、(E)その第2領域抽出手段でそれぞれ抽出された前記バックグラウンド領域で、核医学データと前記散乱成分との差分量を導出する第1差分量導出手段と、(F)その第1差分量導出手段で導出された前記差分量が最小になる物理量を導出する物理量導出手段とを備えるとともに、(a)その物理量導出手段で導出された物理量に基づいて核医学データから散乱成分を抽出する散乱成分抽出手段と、(b)その散乱成分抽出手段で抽出された散乱成分と核医学用データとの差分量を導出する第2差分量導出手段とを備え、その第2差分量導出手段で導出さ Based on the frequency, and the second region extracting means for extracting a background region about the scattering component estimated in the background region and the scattered component estimation means on nuclear medicine data, respectively, (E), respectively at its second region extracting means in extracted the background region, and the first difference amount deriving means, said difference amount derived by (F) a first difference amount deriving means minimum for deriving the difference amount between the nuclear medicine data and the scatter component together and a physical quantity deriving means for deriving a physical quantity to be, (a) and scattered component extracting means for extracting a scattered component from nuclear medicine data based on the physical quantity derived by the physical amount deriving means, (b) the scattered component and a second difference amount deriving means for deriving a difference amount between the extracted scattered component and for nuclear medicine data extraction unit, derived of its second difference amount deriving means れた前記差分量を、最終的な核医学用データとして求めることを特徴とする診断システム。 Diagnostic system of the differential amount, and obtaining as a final nuclear medical data.
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