JP2015001386A - Nuclear medicine diagnosis system and image processing apparatus - Google Patents
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Abstract
Description
本発明の実施形態は、核医学診断装置及び画像処理装置に関する。 Embodiments described herein relate generally to a nuclear medicine diagnostic apparatus and an image processing apparatus.
従来から、被検体の生体組織における機能情報を画像化する核医学診断装置として、PET(Positron Emission Tomography)装置が知られている。 Conventionally, a PET (Positron Emission Tomography) apparatus is known as a nuclear medicine diagnostic apparatus for imaging functional information in a living tissue of a subject.
また、近年では、PET装置と、被検体の生体組織における形態情報を画像化するX線コンピュータ断層撮影装置(X線CT装置)とが一体化された画像診断装置(以下、PET−CT装置と表記)が実用化されている。 In recent years, an image diagnostic apparatus (hereinafter referred to as a PET-CT apparatus) in which a PET apparatus and an X-ray computed tomography apparatus (X-ray CT apparatus) for imaging morphological information in a living tissue of a subject are integrated. Notation) has been put to practical use.
このPET−CT装置では、薬剤(放射性同位元素)が投与された被検体内で陽電子対消滅(以下、イベントと表記)が発生することによって互いに反対方向に放出された1対の放射線(ガンマ線)が、被検体の周囲を取り巻くように配列された複数のガンマ線検出器のうちの2つのガンマ線検出器で同時計測される。PET−CT装置では、同時計測された1対のガンマ線に関するPET投影データに基づいてイベントが発生した位置を特定することによって核医学画像(PET画像)が生成される。 In this PET-CT apparatus, a pair of radiation (gamma rays) emitted in opposite directions due to the occurrence of positron pair annihilation (hereinafter referred to as an event) in a subject to which a drug (radioisotope) is administered. Are simultaneously measured by two gamma ray detectors out of a plurality of gamma ray detectors arranged so as to surround the subject. In the PET-CT apparatus, a nuclear medicine image (PET image) is generated by specifying a position where an event has occurred based on PET projection data relating to a pair of gamma rays measured simultaneously.
また、PET−CT装置では、X線管から被検体に放射されたX線(当該被検体を透過したX線)がX線検出器で検出され、当該X線検出器の出力(CT投影データ)に基づいて被検体の内部画像(CT画像)が生成される。 In the PET-CT apparatus, X-rays radiated from the X-ray tube to the subject (X-rays transmitted through the subject) are detected by the X-ray detector, and the output (CT projection data) of the X-ray detector is detected. ) To generate an internal image (CT image) of the subject.
なお、PET−CT装置においては、PET画像の断面とCT画像の断面とが物理的に一致するように設定される。 In the PET-CT apparatus, the cross section of the PET image and the cross section of the CT image are set so as to physically match.
つまり、PET−CT装置によれば、上記したようにPET画像及びCT画像が生成され、当該PET画像(から得られる機能情報)と当該CT画像(から得られる形態情報)とが融合された画像(融合画像)を生成することができる。 That is, according to the PET-CT apparatus, as described above, the PET image and the CT image are generated, and the PET image (functional information obtained from the PET image) and the CT image (morphological information obtained from the image) are merged. (Fusion image) can be generated.
ところで、例えばPET−CT装置(またはPET装置)による1回の診断(撮影)で約10Gカウントのイベントが被検体内で発生するが、当該装置では、PET画像を生成するために、当該被検体内で発生するイベント毎のPET投影データ、つまり、大量のデータを記憶しておく必要がある。 By the way, for example, an event of about 10 G count occurs in a subject in one diagnosis (imaging) by a PET-CT apparatus (or PET apparatus). In the apparatus, the subject is used to generate a PET image. It is necessary to store PET projection data for each event occurring in the memory, that is, a large amount of data.
また、PET投影データにはガンマ検出器によって検出されたガンマ線のエネルギー量が含まれるが、当該ガンマ線のエネルギー分解能は今後更に向上していく傾向にあり、PET投影データにおけるエネルギー量に関するデータ量も多くなる。 The PET projection data includes the amount of gamma ray energy detected by the gamma detector. However, the energy resolution of the gamma ray tends to further improve in the future, and the amount of data related to the amount of energy in the PET projection data is large. Become.
そこで、本発明が解決しようとする課題は、PET画像を生成するために記憶されるPET投影データのデータ量を削減することが可能な核医学診断装置及び画像処理装置を提供することにある。 Accordingly, the problem to be solved by the present invention is to provide a nuclear medicine diagnostic apparatus and an image processing apparatus capable of reducing the data amount of PET projection data stored for generating a PET image.
実施形態によれば、被検体内に投与された放射性同位元素から放出された第1の放射線を検出する第1の検出器と前記被検体内に投与された放射性同位元素から放出された前記第1の放射線と対となる第2の放射線を検出する第2の検出器とを備える核医学診断装置が提供される。 According to the embodiment, the first detector that detects the first radiation emitted from the radioisotope administered into the subject, and the first detector that is emitted from the radioisotope administered into the subject. There is provided a nuclear medicine diagnostic apparatus including a second detector that detects second radiation paired with one radiation.
実施形態に係る核医学診断装置は、第1の取得手段と、第2の取得手段と、差分生成手段と、記憶手段とを具備する。 The nuclear medicine diagnosis apparatus according to the embodiment includes a first acquisition unit, a second acquisition unit, a difference generation unit, and a storage unit.
前記第1の取得手段は、前記第1の検出器によって検出された第1の放射線に関する第1の投影データを取得する。 The first acquisition means acquires first projection data relating to first radiation detected by the first detector.
前記第2の取得手段は、前記第2の検出器によって検出された第2の放射線に関する第2の投影データを取得する。 The second acquisition means acquires second projection data relating to second radiation detected by the second detector.
前記差分生成手段は、前記第1の取得手段によって取得された第1の投影データと前記第2の取得手段によって取得された第2の投影データとの差分を示す差分データを生成する。 The difference generation unit generates difference data indicating a difference between the first projection data acquired by the first acquisition unit and the second projection data acquired by the second acquisition unit.
前記記憶手段は、前記第1及び第2の投影データのうちの一方の投影データと前記生成された差分データとを記憶する。 The storage means stores one projection data of the first and second projection data and the generated difference data.
以下、図面を参照して、実施形態について説明する。 Hereinafter, embodiments will be described with reference to the drawings.
以下、本実施形態に係る核医学診断装置として、PET(Positron Emission Tomography)装置とX線CT装置とが一体化された画像診断装置(以下、PET−CT装置と表記)を例に挙げて説明する。 Hereinafter, as a nuclear medicine diagnosis apparatus according to the present embodiment, an image diagnosis apparatus (hereinafter referred to as a PET-CT apparatus) in which a PET (Positron Emission Tomography) apparatus and an X-ray CT apparatus are integrated will be described as an example. To do.
図1は、本実施形態に係るPET−CT装置の構成を概略的に示す図である。図1に示すように、PET−CT装置1は、X線CT装置の架台(以下、CT架台と表記)10、PET装置の架台(以下、PET架台と表記)20、寝台装置30及び画像処理装置(コンソール)40を備える。
FIG. 1 is a diagram schematically showing a configuration of a PET-CT apparatus according to the present embodiment. As shown in FIG. 1, a PET-
CT架台10とPET架台20とは、所定の位置関係を保持して隣接され、分離可能に連結されている。CT架台10には、中空部11が形成されている。また、PET架台20には、中空部21が形成されている。PET−CT装置1においては、中空部11の中心線と中空部21の中心線とが略一致するように、CT架台10とPET架台20とが配置されている。
The
CT架台10は、X線で撮影領域内の被検体PをCT撮影する。CT架台10は、図1においては図示されていないが、X線管、X線検出器、及びCTデータ収集部を含む。X線管、X線検出器及びCTデータ収集部は、回転リング(図示せず)によって、中空部11の周囲を回転可能に保持される。CT架台10は、中空部11の中心を通る水平軸周りにチルト可能に保持されている。
The
X線管とX線検出器とは、中空部11を挟んで向かい合うように配置される。X線管は、高電圧発生部からの高電圧の印加を受けてX線を発生する。X線検出器は、被検体Pを透過したX線を検出する。X線検出器は、検出されたX線の強度に応じた電気信号を生成する。
The X-ray tube and the X-ray detector are arranged so as to face each other with the
CTデータ収集部は、X線検出器によって生成された電気信号を収集し、当該電気信号をデジタルデータに変換する。 The CT data collection unit collects the electrical signal generated by the X-ray detector and converts the electrical signal into digital data.
このようにCT架台10において収集された電気信号(デジタルデータ)は、画像処理装置40に供給される。
The electrical signals (digital data) collected in the
PET架台20は、撮影領域内の被検体P内で放出されるガンマ線(放射線)で被検体PをPET撮影する。このとき、被検体Pには、予め薬剤が投与されている。この薬剤は、ポジトロン(陽電子)を放出する放射性同位元素で標識されている。薬剤(放射性同位元素)から放出されたポジトロンは、電子と対消滅し、1対のガンマ線(以下、第1及び第2のガンマ線と表記)を発生する。なお、この1対のガンマ線は、第1のガンマ線及び当該第1のガンマ線と反対方向に放出される第2のガンマ線からなる。
The
PET架台20は、図1においては図示されていないが、複数のガンマ線検出器及びPETデータ収集部を含む。PET架台20は、前述したように、天板31上の被検体Pが送り込まれる略円筒形上を有する中空部21を有しており、複数のガンマ線検出器は、中空部21の外周に円周状に配列されている。被検体P内から放出される1対のガンマ線(第1及び第2のガンマ線)は、複数のガンマ線検出器のうちの1対のガンマ線検出器(第1及び第2の検出器)によって検出(同時計数)される。具体的には、被検体P内から放出される1対のガンマ線のうちの第1のガンマ線は第1のガンマ線検出器によって検出され、第2のガンマ線は当該第1のガンマ線検出器と対向する位置に配置されている第2のガンマ線検出器によって検出される。このように各ガンマ線検出器によってガンマ線が検出された場合、当該ガンマ線の強度に応じた電気信号が生成される。
Although not shown in FIG. 1, the
PETデータ収集部は、ガンマ線検出器によって生成された電気信号を収集し、当該電気信号をデジタルデータに変換する。 The PET data collection unit collects the electrical signal generated by the gamma ray detector and converts the electrical signal into digital data.
このようにPET架台20において収集された電気信号(デジタルデータ)は、画像処理装置40に供給される。
The electrical signals (digital data) collected in the
寝台装置30は、被検体Pが載置される天板31を例えば長手方向、横手方向、上下方向に移動可能に支持する。上記したように、CT架台10とPET架台20とは中空部11の中心軸と中空部21の中心軸とが同一の直線状に並ぶように配置されるため、寝台装置30による天板31の一方向への移動により、被検体Pを中空部11及び中空部21に連続的に通過させることができる。
The
画像処理装置40は、CT架台10及びPET架台20において収集された電気信号(デジタルデータ)に対して各種データ処理を実行する。
The
図2は、図1に示すPET−CT装置1が備える画像処理装置40の主として機能構成を示すブロック図である。図2に示すように、画像処理装置40は、制御部41、記憶部(格納部)42、CT画像生成部43、PET画像生成部44、操作部45及び表示部46を含む。
FIG. 2 is a block diagram mainly showing a functional configuration of the
制御部41は、PET−CT装置1のの中枢として機能し、PET−CT装置1内の各部を制御する。
The
また、制御部41は、上記したようにCT架台10において収集された電気信号に対して前処理等をし、CT撮影に関する投影データ(以下、CT投影データと表記)を生成する。なお、この前処理には、例えば対数変換や感度補正、ビームハードニング補正等が含まれる。制御部41によって生成されたCT投影データは、記憶部42に記憶される。
In addition, the
更に、制御部41は、上記したようにPET架台20において収集された電気信号に対して信号処理をし、PET撮影に関する投影データ(以下、PET投影データと表記)を生成する。この信号処理には、位置計算処理や、エネルギー計算処理、同時計数処理、前処理等が含まれる。また、この前処理には、例えば感度補正やランダム補正、散乱線補正等が含まれる。
Further, the
なお、制御部41によって生成されるPET投影データには、被検体P内に投与された薬剤(放射性同位元素)から放出された第1のガンマ線に関する投影データ(以下、第1の投影データと表記)及び第2のガンマ線に関する投影データ(以下、第2の投影データと表記)が含まれる。
The PET projection data generated by the
制御部41は、生成されたPET投影データに含まれる第1の投影データと第2の投影データとの差分を示す差分データを生成する。
The
制御部41は、取得されたPET投影データに含まれる第1及び第2の投影データのうちの一方の投影データと生成された差分データとを記憶部42に記憶する。
The
なお、記憶部42には、上記した各データ以外に、本実施形態に係るPET−CT装置の制御プログラムが記憶されている。この制御プログラムは、制御部41によって実行される。
In addition to the above-described data, the
CT画像生成部43は、記憶部42に記憶されたCT投影データに基づいて所定の再構成断面に関するCT画像のデータを生成する。CT画像を構成する各画素に割り付けられた画素値は、X線の透過経路上の物質に関するX線減弱係数(吸収係数)に応じたCT値を有する。
The CT
PET画像生成部44は、記憶部42に記憶された第1及び第2の投影データのうちの一方の投影データと差分データとに基づいて、CT画像の再構成断面と略同一位置の再構成断面に関する核医学画像(以下、PET画像と表記)のデータを生成する。PET画像を構成する各画素に割り付けられた画素値は、放射性同位元素の濃度に応じたカウント値を有する。
The PET
操作部45は、操作者からの入力デバイスを介して入力された指示や情報を受け付ける。入力デバイスとしては、キーボードやマウス、各種スイッチ、タッチパネル等が利用可能である。
The
表示部46は、例えば液晶やCRT等のモニタを備える。表示部46は、CT画像生成部43によって生成されたCT画像とPET画像生成部44によって生成されたPET画像とを重ねて表示する。
The
次に、図3のフローチャートを参照して、本実施形態に係るPET−CT装置1が備える画像処理装置40の処理手順について説明する。
Next, a processing procedure of the
まず、画像処理装置40に含まれる制御部41は、CT架台10において収集された電気信号に対して前処理等を施し、CT投影データを取得(生成)する(ステップS1)。なお、CT投影データは、上記したX線管とX線検出器との回転角度(位相)によるビュー(view)毎に取得される。
First, the
制御部41によって取得されたCT投影データは、記憶部42に記憶される(ステップS2)。
The CT projection data acquired by the
次に、制御部41は、PET架台20において収集された電気信号に対して信号処理を施し、PET投影データを取得(生成)する(ステップS3)。なお、PET投影データは、上記したように被検体P内で発生する陽電子と電子との対消滅毎に取得される。
Next, the
制御部41によって取得されたPET投影データには、被検体P内で対消滅が発生することによって互いに反対方向に放出される第1及び第2のガンマ線(つまり、1対のガンマ線検出器によって同時計数された1対のガンマ線)の各々に関する第1及び第2の投影データが含まれる。
The PET projection data acquired by the
ここで、図4を参照して、同時計数される1対のガンマ線について説明する。図4に示すように、被検体P内において対消滅100が発生した場合、当該被検体P内からガンマ線101(第1のガンマ線)及びガンマ線102(第2のガンマ線)からなる1対のガンマ線が放出される。このように対消滅100の発生によって放出された1対のガンマ線(ガンマ線101及び102)は、上述したようにPET架台20が有する中空部21の外周に配列されている複数のガンマ線検出器のうちの2つのガンマ線検出器によって同時計数される(つまり、同時に検出される)。
Here, a pair of gamma rays that are simultaneously counted will be described with reference to FIG. As shown in FIG. 4, when the
ここで、例えば複数のガンマ線検出器のうちのガンマ線検出器201(第1のガンマ線検出器)とガンマ線検出器202(第2のガンマ線検出器)とでガンマ線が同時計数された場合を想定する。なお、ガンマ線検出器201及び202においてガンマ線が検出された時刻(の差)が予め定められている同時計数ウィンドウ(例えば、4.5〜12ナノ秒)内である場合には、当該ガンマ線検出器201及び202においてガンマ線が同時計数されたものとする。
Here, for example, a case is assumed where gamma rays are simultaneously counted by a gamma ray detector 201 (first gamma ray detector) and a gamma ray detector 202 (second gamma ray detector) among a plurality of gamma ray detectors. In addition, when the time (difference) at which the gamma rays are detected in the
この場合、ガンマ線検出器201及び202の各々において検出されたガンマ線が上記したように対消滅100の発生によって放出された1対のガンマ線であるものとして、当該ガンマ線検出器201によって検出されたガンマ線(ここでは、ガンマ線101)に関する第1の投影データ及び当該ガンマ線検出器202によって検出されたガンマ線(ここでは、ガンマ線102)に関する第2の投影データを含むPET投影データが生成される。
In this case, the gamma rays detected by each of the
なお、PET投影データに含まれる第1の投影データには、ガンマ線101(第1のガンマ線)を検出したガンマ線検出器201(第1のガンマ線検出器)の位置を示す位置データ及び当該ガンマ線101のエネルギー量を示すエネルギーデータが含まれる。なお、第1の投影データに含まれる位置データには、例えばガンマ線検出器201によってガンマ線101が検出された時刻を示す時刻データも含まれる。
The first projection data included in the PET projection data includes position data indicating the position of the gamma ray detector 201 (first gamma ray detector) that detected the gamma ray 101 (first gamma ray) and the
同様に、PET投影データに含まれる第2の投影データには、ガンマ線102(第2のガンマ線)を検出したガンマ線検出器202(第2のガンマ線検出器)の位置を示す位置データ及び当該ガンマ線102のエネルギー量を示すエネルギーデータが含まれる。また、第2の投影データに含まれる位置データには、例えばガンマ線検出器202によってガンマ線102が検出された時刻を示す時刻データも含まれる。
Similarly, the second projection data included in the PET projection data includes position data indicating the position of the gamma ray detector 202 (second gamma ray detector) that detected the gamma ray 102 (second gamma ray) and the
再び図3に戻ると、制御部41は、取得されたPET投影データに含まれる第1及び第2の投影データのうちの一方の投影データを基準データとして決定する(ステップS4)。ここでは、第1の投影データが基準データとして決定されたものとする。
Returning to FIG. 3 again, the
次に、制御部41は、取得されたPET投影データに含まれる第1の投影データと第2の投影データとの差分を示す差分データを生成する(ステップS5)。ここで生成される差分データは、基準データとして決定された第1の投影データから第2の投影データを算出することが可能なデータであって、第2の投影データと比較してデータ量が少ないデータであるものとする。
Next, the
制御部41は、基準データとして決定された投影データと生成された差分データとを記憶部42に記憶する(ステップS6)。
The
なお、上記したステップS4の処理においては、例えば第1及び第2の投影データの各々に含まれるエネルギーデータによって示されるエネルギー量に基づいて基準データを決定する。具体的には、第1の投影データに含まれるエネルギーデータによって示されるエネルギー量(以下、第1のエネルギー量と表記)と第2の投影データに含まれるエネルギーデータによって示されるエネルギー量(以下、第2のエネルギー量と表記)とを比較し、当該エネルギー量が多い投影データが基準データとして決定される。この場合、上記した第1及び第2の投影データの各々に含まれるエネルギーデータの差分を「第1のエネルギー量−第2のエネルギー量」とすることで、当該差分が負の値となることを回避し、当該差分におけるデータ量を更に軽減することが可能となる。 In the process of step S4 described above, for example, reference data is determined based on the amount of energy indicated by the energy data included in each of the first and second projection data. Specifically, the energy amount (hereinafter referred to as the first energy amount) indicated by the energy data included in the first projection data and the energy amount (hereinafter referred to as the energy data included in the second projection data). Projection data having a large amount of energy is determined as reference data. In this case, the difference between the energy data included in each of the first and second projection data is “first energy amount−second energy amount”, so that the difference becomes a negative value. And the amount of data in the difference can be further reduced.
ここでは、エネルギー量が多い投影データが基準データとして決定されるものとしたが、例えば第1及び第2の投影データのうち上記した同時計数ウィンドウ内でより早く検出されたガンマ線に関する投影データを基準データとする構成であっても構わない。これによれば、差分データ生成処理の処理速度を向上させることが可能となる。 Here, projection data having a large amount of energy is determined as reference data. For example, projection data related to gamma rays detected earlier in the above-described coincidence window among the first and second projection data is used as a reference. The configuration may be data. According to this, it becomes possible to improve the processing speed of the difference data generation processing.
すなわち、本実施形態においては、差分データのデータ量の削減や差分データ生成処理の処理速度の向上等の観点から基準データが決定されればよく、この基準データについては本実施形態において説明した以外の方法で決定されても構わない。 That is, in the present embodiment, it is only necessary to determine the reference data from the viewpoint of reducing the data amount of the difference data or improving the processing speed of the difference data generation process. This reference data is not described in the present embodiment. It may be determined by the method.
また、上記したステップS5の処理においては、図5に示すように、例えば第1及び第2の投影データの各々に含まれる位置データの差分と当該第1及び第2の投影データの各々に含まれるエネルギーデータの差分とを含む差分データが生成される。また、ステップS6の処理においては、基準データとして決定された第1の投影データと差分データとが連結されて(つまり、1つのデータとして)記憶部42に記憶される。
Further, in the process of step S5 described above, as shown in FIG. 5, for example, the difference between the position data included in each of the first and second projection data and each of the first and second projection data are included. The difference data including the difference of the energy data to be generated is generated. In the process of step S6, the first projection data determined as the reference data and the difference data are concatenated (that is, as one data) and stored in the
上記したようにステップS6の処理が実行されると、CT画像生成部43は、記憶部42に記憶されたCT投影データを取得する。CT画像生成部43は、取得されたCT投影データに基づいてCT画像(のデータ)を生成する(ステップS7)。
As described above, when the process of step S6 is executed, the CT
次に、PET画像生成部44は、記憶部42に記憶された基準データ(ここでは、第1の投影データ)及び差分データを取得する。
Next, the PET
PET画像生成部44は、取得されたPET投影データに含まれる第1の投影データ及び差分データに基づいて、第2の投影データを算出する。
The PET
PET画像生成部44は、取得された第1の投影データ及び算出された第2の投影データ(つまり、PET投影データ)に基づいてPET画像を生成する(ステップS8)。
The PET
なお、ここでPET画像生成部44によって用いられるPET投影データは、上記したCT画像に基づいて減弱補正されたものであるものとする。減弱補正されたPET投影データは、CT画像生成部43によって生成されたCT画像の再構成断面と略同一な再構成断面であると計算された再構成断面に関するものである。この場合、CT画像に基づいてガンマ線の減弱補正マップが生成される。この減弱補正マップは、CT値に所定の変換式を適用してガンマ線減弱係数を算出することによって生成される。減弱補正は、この減弱補正マップをPET投影データに掛け合わせることによって行われる。
Here, it is assumed that the PET projection data used by the PET
上記したようにCT画像及びPET画像が生成されると、表示部46は、当該CT画像とPET画像とを重ね合わせた画像(融合画像)を表示する(ステップS9)。
When the CT image and the PET image are generated as described above, the
上記したように本実施形態においては、被検体P内に投与された放射性同位元素から放出された第1のガンマ線に関する第1の投影データを取得し、当該第1のガンマ線と対となる第2のガンマ線に関する第2の投影データを取得し、当該第1の投影データと第2の投影データとの差分を示す差分データを生成し、当該第1及び第2の投影データのうちの一方の投影データと当該生成された差分データとを記憶部42に記憶する構成により、当該第1及び第2の投影データ(を含むPET投影データ)を記憶しておく場合と比較して、PET画像を生成するために記憶されるPET投影データのデータ量を削減することができる。これにより、本実施形態においては、より多くのPET投影データを記憶することが可能となる。
As described above, in the present embodiment, the first projection data related to the first gamma rays emitted from the radioisotope administered into the subject P is acquired, and the second projection data is paired with the first gamma rays. Second projection data relating to the gamma rays of the first is acquired, difference data indicating a difference between the first projection data and the second projection data is generated, and one of the first and second projection data is projected. Compared with the case where the first and second projection data (including the PET projection data) are stored by the configuration in which the data and the generated difference data are stored in the
なお、本実施形態においては前述した図3に示す処理が画像処理装置40において実行されるものとして説明したが、例えば当該図3に示すステップS3〜S5の処理がPET架台20において実行されても構わない。この場合には、基準データ及びPET架台20において生成された差分データが画像処理装置40に含まれる記憶部42に記憶されればよい。
In the present embodiment, the processing shown in FIG. 3 described above has been described as being executed in the
また、本実施形態においてはPET−CT装置について主に説明したが、本実施形態は、上記したような1対のガンマ線に関するPET投影データを記憶する必要がある核医学診断装置であれば適用可能である。 Although the present embodiment has mainly described the PET-CT apparatus, the present embodiment can be applied to any nuclear medicine diagnostic apparatus that needs to store PET projection data related to a pair of gamma rays as described above. It is.
本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。 Although several embodiments of the present invention have been described, these embodiments are presented by way of example and are not intended to limit the scope of the invention. These embodiments can be implemented in various other forms, and various omissions, replacements, and changes can be made without departing from the spirit of the invention. These embodiments and their modifications are included in the scope and gist of the invention, and are also included in the invention described in the claims and the equivalents thereof.
1…PET−CT装置、10…CT架台、20…PET架台、30…寝台装置、40…画像処理装置、41…制御部、42…記憶部、43…CT画像生成部、44…PET画像生成部、45…操作部、46…表示部。
DESCRIPTION OF
Claims (7)
前記第1の検出器によって検出された第1の放射線に関する第1の投影データを取得する第1の取得手段と、
前記第2の検出器によって検出された第2の放射線に関する第2の投影データを取得する第2の取得手段と、
前記第1の取得手段によって取得された第1の投影データと前記第2の取得手段によって取得された第2の投影データとの差分を示す差分データを生成する差分生成手段と、
前記第1及び第2の投影データのうちの一方の投影データと前記生成された差分データとを記憶する記憶手段と
を具備することを特徴とする核医学診断装置。 A first detector for detecting a first radiation emitted from a radioisotope administered into the subject; and a pair with the first radiation emitted from a radioisotope administered into the subject. A nuclear medicine diagnostic apparatus comprising: a second detector for detecting second radiation comprising:
First acquisition means for acquiring first projection data relating to first radiation detected by the first detector;
Second acquisition means for acquiring second projection data relating to second radiation detected by the second detector;
Difference generation means for generating difference data indicating a difference between the first projection data acquired by the first acquisition means and the second projection data acquired by the second acquisition means;
A nuclear medicine diagnosis apparatus comprising: storage means for storing one projection data of the first and second projection data and the generated difference data.
前記画像処理装置は、前記第1の取得手段、前記第2の取得手段、前記差分生成手段及び前記記憶手段を含む
ことを特徴とする請求項1記載の核医学診断装置。 A gantry device including the first and second detectors, and an image processing device that generates a nuclear medicine image based on the first and second projection data;
The nuclear medicine diagnosis apparatus according to claim 1, wherein the image processing apparatus includes the first acquisition unit, the second acquisition unit, the difference generation unit, and the storage unit.
前記架台装置は、前記第1の取得手段、前記第2の取得手段及び前記差分生成手段を含み、
前記画像処理装置は、前記記憶手段を含む
ことを特徴とする請求項1記載の核医学診断装置。 A gantry device including the first detector and the second detector; and an image processing device that generates a nuclear medicine image based on the first and second projection data;
The gantry device includes the first acquisition unit, the second acquisition unit, and the difference generation unit,
The nuclear medicine diagnosis apparatus according to claim 1, wherein the image processing apparatus includes the storage unit.
前記第1の投影データは、前記第1の検出器によって検出された第1の放射線のエネルギー量を示すエネルギーデータを含み、
前記第2の投影データは、前記第2の検出器によって検出された第2の放射線のエネルギー量を示すエネルギーデータを含み、
前記決定手段は、前記第1の投影データに含まれるエネルギーデータによって示されるエネルギー量及び前記第2の投影データに含まれるエネルギーデータによって示されるエネルギー量に基づいて、前記第1及び第2の投影データの一方の投影データを基準データとして決定し、
前記記憶手段は、前記基準データとして決定された投影データと前記生成された差分データとを記憶する
ことを特徴とする請求項1記載の核医学診断装置。 Further comprising a determining means,
The first projection data includes energy data indicating an energy amount of the first radiation detected by the first detector;
The second projection data includes energy data indicating an amount of energy of the second radiation detected by the second detector,
The determining means is configured to determine the first and second projections based on an energy amount indicated by energy data included in the first projection data and an energy amount indicated by energy data included in the second projection data. One projection data of the data is determined as reference data,
The nuclear medicine diagnosis apparatus according to claim 1, wherein the storage unit stores projection data determined as the reference data and the generated difference data.
前記記憶手段は、前記基準データとして決定された投影データと前記生成された差分データとを記憶する
ことを特徴とする請求項1記載の核医学診断装置。 Of the first and second projection data, based on the time when the first radiation is detected by the first detector and the time when the second radiation is detected by the second detector. One of the projection data is determined as reference data,
The nuclear medicine diagnosis apparatus according to claim 1, wherein the storage unit stores projection data determined as the reference data and the generated difference data.
前記被検体内に投与された放射性同位元素から放出された前記第1の放射線と対となる第2の放射線に関する第2の投影データを取得する第2の取得手段と、
前記第1の取得手段によって取得された第1の投影データと前記第2の取得手段によって取得された第2の投影データとの差分を示す差分データを生成する差分生成手段と、
前記第1及び第2の投影データのうちの一方の投影データと前記生成された差分データとを記憶する記憶手段と
を具備することを特徴とする画像処理装置。 First acquisition means for acquiring first projection data relating to first radiation emitted from a radioisotope administered into a subject;
Second acquisition means for acquiring second projection data relating to the second radiation paired with the first radiation emitted from the radioisotope administered into the subject;
Difference generation means for generating difference data indicating a difference between the first projection data acquired by the first acquisition means and the second projection data acquired by the second acquisition means;
An image processing apparatus comprising: storage means for storing one projection data of the first and second projection data and the generated difference data.
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