JP2016128840A - Nuclear medicine diagnosis system - Google Patents

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Takashi Tanaka
敬 田中
克人 森野
Katsuto Morino
克人 森野
広行 小貫
Hiroyuki Konuki
広行 小貫
渡邊 達也
Tatsuya Watanabe
達也 渡邊
信哉 川鍋
Shinya Kawanabe
信哉 川鍋
莉紗 大西
Risa Onishi
莉紗 大西
将央 山鼻
Masachika Yamahana
将央 山鼻
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Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To provide a nuclear medicine diagnosis system capable of determining existence/absence and level of a cause of image quality deterioration in projection data collected by means of PET imaging in a short time.SOLUTION: The nuclear medicine diagnosis system includes: a ring-shaped detector; a simple image data generation section; and a display unit. The ring-shaped detector simultaneously measures gamma rays which are emitted from a subject given with a radioisotope. The simple image data generation section generates a simple image data in a real time without carrying out any reconfiguration processing on the basis of a part of information corresponding to a direction specified by an operator in the simultaneously measured data. The display unit displays the generated simple image data at real time.SELECTED DRAWING: Figure 1

Description

本発明の実施形態は、放射性同位元素によって標識した薬剤が投与された被検体から放出されるγ線を検出することにより、検査対象部位における放射性同位元素の分布を画像化する核医学診断装置に関する。   Embodiments of the present invention relate to a nuclear medicine diagnostic apparatus that images radioisotope distribution in a site to be examined by detecting γ-rays emitted from a subject to which a drug labeled with a radioisotope is administered. .

X線診断装置、MRI装置、X線CT装置及び核医学イメージング装置などを用いた医用画像診断は、コンピュータ技術の発展に伴って急速な進歩を遂げ、今日の医療において必要不可欠なものとなっている。   Medical image diagnosis using an X-ray diagnostic apparatus, an MRI apparatus, an X-ray CT apparatus, a nuclear medicine imaging apparatus, etc. has made rapid progress along with the development of computer technology and has become indispensable in today's medical care. Yes.

上述のX線診断装置やX線CT装置は、臓器や腫瘍等の輪郭を描出することによって診断を行なう、所謂、形態診断を目的としている。これに対し、上述の核医学イメージング装置は、生体組織に選択的に取り込まれた放射性同位元素又は放射性同位元素で標識された標識化合物から放射されるγ線を体外から計測し、計測したγ線の線量分布を画像化することにより被検体に対する機能診断を可能としている。   The above-described X-ray diagnostic apparatus and X-ray CT apparatus are intended for so-called morphological diagnosis in which diagnosis is performed by drawing the outline of an organ, tumor, or the like. On the other hand, the above-mentioned nuclear medicine imaging apparatus measures gamma rays emitted from a radioactive isotope or a labeled compound labeled with a radioisotope selectively taken into a living tissue from outside the body, and measures the measured gamma rays. The function distribution for the subject can be diagnosed by imaging the dose distribution.

核医学イメージング装置として、ガンマカメラ、シングルフォトンエミッションCT装置(SPECT(Single Photon Emission Computed Tomography)装置)、ポジトロンエミッションCT装置(PET(Positron Emission Computed Tomography)装置)等が臨床の場で使用されている。   As nuclear medicine imaging devices, gamma cameras, single photon emission CT devices (SPECT (Single Photon Emission Computed Tomography) devices), positron emission CT devices (PET (Positron Emission Computed Tomography) devices), etc. are used in clinical settings. .

ガンマカメラは、放射性同位元素によって標識された薬剤(以下、放射性同位元素と呼ぶ。)が投与された被検体の内部から放出されるγ線を、前記被検体に対向させて配置した平面検出器によって測定する。これにより、ガンマカメラは、この平面検出器に投影された放射性同位元素の分布を2次元の画像データ(ガンマ画像データ)として生成する装置である。ガンマカメラは、平面検出器の前面に装着されたコリメータによってγ線の入射方向を特定している。   The gamma camera is a flat detector in which γ rays emitted from the inside of a subject to which a drug labeled with a radioisotope (hereinafter referred to as a radioisotope) is administered are arranged facing the subject. Measure by. Thus, the gamma camera is a device that generates the radioisotope distribution projected on the flat detector as two-dimensional image data (gamma image data). The gamma camera specifies the incident direction of γ rays by a collimator attached to the front surface of the flat detector.

SPECT装置は、放射性同位元素が投与された被検体の周囲でガンマカメラと同様の平面検出器を移動する。あるいは、SPECT装置は、放射性同位元素が投与された被検体の周囲にガンマカメラと同様の平面検出器を複数配置する。これにより、SPECT装置は、前記被検体に対し複数の方向から検出したγ線情報に対しX線CT装置と同様の再構成処理を行なって画像データ(SPECT画像データ)を生成する。   The SPECT apparatus moves a flat detector similar to a gamma camera around a subject to which a radioisotope is administered. Alternatively, the SPECT apparatus arranges a plurality of flat detectors similar to a gamma camera around a subject to which a radioisotope is administered. As a result, the SPECT apparatus generates image data (SPECT image data) by performing reconstruction processing similar to that of the X-ray CT apparatus on the γ-ray information detected from a plurality of directions with respect to the subject.

一方、PET装置は、陽電子(ポジトロン)を放出する核種によって標識した放射性同位元素が投与された被検体から、この陽電子が電子と結合して消滅する際に放射される一対のγ線を、被検体の周囲に配置したリング状の検出器によって検出する。PET装置は、検出器によって検出される一対のγ線情報を再構成処理することにより画像データ(PET画像データ)の生成を行なっている。   On the other hand, a PET apparatus receives a pair of γ rays emitted from a subject to which a radioisotope labeled with a nuclide emitting positrons (positrons) is emitted when the positrons combine with electrons and disappear. Detection is performed by a ring-shaped detector arranged around the specimen. The PET apparatus generates image data (PET image data) by reconstructing a pair of γ-ray information detected by a detector.

又、近年では、X線CT装置とPET装置とが一体化された、所謂、X線CT組み合わせ型ポジトロンCT装置(以下では、PET−CT装置と呼ぶ。)も開発されている。このPET−CT装置によれば、同一被検体に対する形態診断及び機能診断を効率よく行なうことが可能となる。更に、このPET−CT装置によれば、PET撮影によって収集された投影データを再構成処理してPET画像データを生成する際、X線CT画像データの画素値に基づいて生成された減弱補正データ(減弱マップ)を用いて前記投影データを補正することにより良質なPET画像データを得ることができる。   In recent years, a so-called X-ray CT combined positron CT apparatus (hereinafter referred to as a PET-CT apparatus) in which an X-ray CT apparatus and a PET apparatus are integrated has also been developed. According to this PET-CT apparatus, it is possible to efficiently perform morphological diagnosis and functional diagnosis on the same subject. Furthermore, according to this PET-CT apparatus, attenuation correction data generated based on pixel values of X-ray CT image data when reconstructing projection data collected by PET imaging to generate PET image data By correcting the projection data using (attenuation map), good quality PET image data can be obtained.

特開2009−47602号公報JP 2009-47602 A

PET画像データの収集においては、被検体に投与された放射性同位元素から放射されるγ線の検出方向及び検出位置の情報に基づいてサイノグラム等の投影データを生成し、この投影データを再構成処理することによりPET画像データの生成を行なう。そして、得られたPET画像データを表示部等に表示することにより、PET画像データの画質を劣化させる体動等の影響(以下では、画質劣化要因と呼ぶ。)の前記投影データにおける有無及びその程度を判定し、許容出来ない画質劣化要因が存在する場合には、投影データを再度収集する方法が行なわれてきた。   In the collection of PET image data, projection data such as sinograms is generated based on information on the detection direction and detection position of γ rays emitted from the radioisotope administered to the subject, and the projection data is reconstructed. Thus, the PET image data is generated. Then, by displaying the obtained PET image data on a display unit or the like, the presence / absence in the projection data of the influence of body movement or the like that deteriorates the image quality of the PET image data (hereinafter referred to as an image quality deterioration factor) and the presence thereof. When there is an unacceptable image quality degradation factor that determines the degree, projection data has been collected again.

しかしながら、このような従来の方法では、投影データの再構成処理に多大の時間を要するため、投影データを再収集する場合には被検体に対する放射性同位元素の投与を再度行なう必要があった。又、PET画像データの観察により画質劣化要因の存在が確認された時点で被検体は既に検査室を離れている場合が多く、このような場合には、被検体に対して再来院を依頼する必要があった。そして、このような被検体に対する放射性同位元素の再投与や再来院の要請は、検査効率を大幅に低下させるのみならず被検体の負担が増大するという問題点を有していた。   However, in such a conventional method, it takes a long time to reconstruct the projection data. Therefore, when the projection data is collected again, it is necessary to administer the radioisotope to the subject again. In many cases, the subject has already left the laboratory when the presence of the image quality degradation factor is confirmed by observation of the PET image data. In such a case, the subject is requested to return to the hospital. There was a need. And the request | requirement of such re-administration of a radioisotope with respect to a subject and a return visit had the problem that not only the test | inspection efficiency will be reduced significantly but the burden of the subject increased.

本発明が解決しようとする課題は、PET撮影によって収集された投影データにおける画質劣化要因の有無や程度を短時間で判定することが可能な核医学診断装置を提供することにある。   The problem to be solved by the present invention is to provide a nuclear medicine diagnostic apparatus capable of determining in a short time whether or not there is an image quality deterioration factor in projection data collected by PET imaging.

実施形態の核医学診断装置は、リング状の検出器と、簡易画像データ生成部と、表示部とを備える。リング状の検出器は、放射性同位元素を投与した被検体から放射されるγ線を同時計測する。簡易画像データ生成部は、前記同時計測されたデータのうちの、操作者によって指定された方向に対応する一部の情報に基づいて、再構成処理を行うことなく、簡易画像データをリアルタイムで生成する。表示部は、生成された前記簡易画像データをリアルタイムで表示する。   The nuclear medicine diagnosis apparatus according to the embodiment includes a ring-shaped detector, a simple image data generation unit, and a display unit. The ring-shaped detector simultaneously measures gamma rays emitted from the subject administered with the radioisotope. The simple image data generation unit generates simple image data in real time without performing reconstruction processing based on a part of the information corresponding to the direction specified by the operator in the simultaneously measured data. To do. The display unit displays the generated simple image data in real time.

本実施形態における医用画像診断装置の全体構成を示すブロック図。1 is a block diagram showing an overall configuration of a medical image diagnostic apparatus according to an embodiment. 本実施形態の医用画像診断装置が備えるX線CT撮影部の具体的な構成を示すブロック図。The block diagram which shows the specific structure of the X-ray CT imaging part with which the medical image diagnostic apparatus of this embodiment is provided. 本実施形態の医用画像診断装置が備えるPET撮影部の具体的な構成を示すブロック図。The block diagram which shows the specific structure of the PET imaging part with which the medical image diagnostic apparatus of this embodiment is provided. 本実施形態のPET撮影部に設けられた検出器モジュールの具体的な構成を示す図。The figure which shows the specific structure of the detector module provided in the PET imaging part of this embodiment. 本実施形態の簡易PET撮影モードにおけるγ線の検出方向及び検出位置を示す図(1)。The figure (1) which shows the detection direction and detection position of a gamma ray in simple PET imaging mode of this embodiment. 本実施形態の簡易PET撮影モードにおけるγ線の検出方向及び検出位置を示す図(2)。FIG. 6B is a diagram (2) showing the detection direction and the detection position of γ rays in the simple PET imaging mode of the present embodiment. 本実施形態の画像データ合成部において生成される評価用画像データを説明するための図。The figure for demonstrating the image data for evaluation produced | generated in the image data synthetic | combination part of this embodiment. 本実施形態の移動機構部によって移動するX線CT架台部及びPET架台部を説明するための図。The figure for demonstrating the X-ray CT frame part and PET frame part which are moved by the moving mechanism part of this embodiment. 本実施形態におけるPET画像データの生成手順を示すフローチャート。The flowchart which shows the production | generation procedure of PET image data in this embodiment. 本実施形態の変形例における医用画像診断装置の全体構成を示すブロック図。The block diagram which shows the whole structure of the medical image diagnostic apparatus in the modification of this embodiment. 本実施形態及びその変形例の評価用画像データによって判定される画質劣化要因の具体例を説明するための図(1)。FIG. 6A is a diagram (1) for explaining a specific example of an image quality deterioration factor determined by image data for evaluation according to the present embodiment and its modification. 本実施形態及びその変形例の評価用画像データによって判定される画質劣化要因の具体例を説明するための図(2)。FIG. 6B is a diagram (2) for explaining a specific example of the image quality deterioration factor determined by the evaluation image data of the present embodiment and its modification. 簡易PET画像データ生成処理の変形例を説明するための図(1)。The figure for demonstrating the modification of simple PET image data generation processing (1). 簡易PET画像データ生成処理の変形例を説明するための図(2)。FIG. 2 is a diagram (2) for explaining a modification of the simplified PET image data generation process.

以下、図面を参照して医用画像診断装置の実施形態を説明する。   Embodiments of a medical image diagnostic apparatus will be described below with reference to the drawings.

以下に述べる本実施形態の医用画像診断装置は、先ず、X線管及びX線検出器を所定の位置に固定した状態での被検体に対するX線撮影によって収集されるスキャノグラム撮影モードの投影データに基づいてスキャノグラムを生成する。次いで、医用画像診断装置は、放射性同位元素が投与された前記被検体の体内から放射されるγ線の検出方向及び検出位置に基づいてPET撮影モードの投影データを生成する。ここで、医用画像診断装置は、PET撮影モードの投影データを生成すると共に、前記γ線の検出結果の中から抽出した前記X線撮影のX線照射方向(具体的には、X線照射方向の中心方向)と略等しい方向から検出されたγ線の検出位置に基づいて簡易PET画像データを生成する。そして、医用画像診断装置は、得られた簡易PET画像データを上述のスキャノグラムに重畳して評価用画像データを生成する。そして、表示部においてγ線の検出位置に対応する観測点がリアルタイム表示される評価用画像データの観察により、PET撮影モードの投影データに画質劣化要因としての体動や薬剤漏れの影響が含まれていないことが確認されたならば、医用画像診断装置は、この投影データ(PET撮影モードの投影データ)を再構成処理して診断用のPET画像データを生成する。   The medical image diagnostic apparatus according to the present embodiment described below first uses scanogram imaging mode projection data collected by X-ray imaging of a subject with an X-ray tube and an X-ray detector fixed at predetermined positions. Generate a scanogram based on it. Next, the medical image diagnostic apparatus generates projection data in the PET imaging mode based on the detection direction and detection position of γ rays emitted from the body of the subject to which the radioisotope is administered. Here, the medical image diagnostic apparatus generates the projection data in the PET imaging mode, and the X-ray imaging direction of the X-ray imaging extracted from the γ-ray detection result (specifically, the X-ray irradiation direction). Simple PET image data is generated based on the detected position of γ-rays detected from a direction substantially equal to the center direction). Then, the medical image diagnostic apparatus generates evaluation image data by superimposing the obtained simple PET image data on the above-described scanogram. Then, by observing the evaluation image data in which the observation point corresponding to the detected position of the γ-ray is displayed in real time on the display unit, the projection data in the PET imaging mode includes the influence of body movement or drug leakage as a factor of image quality deterioration. If it is confirmed that the medical image diagnosis device has not been detected, the medical image diagnostic apparatus reconstructs the projection data (projection data in the PET imaging mode) to generate diagnostic PET image data.

尚、以下の実施形態では、スキャノグラム撮影モードの投影データに基づく形態画像データとしてのスキャノグラムの生成とPET撮影モードの投影データに基づく機能画像データとしてのPET画像データの生成とを可能とする医用画像診断装置について述べる。しかし、以下の実施形態では、X線管及びX線検出器を被検体の周囲で高速回転して得られるX線CT撮影モードの投影データに基づいて生成される3次元の画像データあるいは所定断面(例えば、コロナル断面)におけるMPR画像データ等を形態画像データとしてもよい。   In the following embodiment, a medical image that enables generation of scanogram as morphological image data based on projection data in scanogram imaging mode and generation of PET image data as functional image data based on projection data in PET imaging mode. A diagnostic device will be described. However, in the following embodiments, three-dimensional image data or a predetermined cross section generated based on projection data in the X-ray CT imaging mode obtained by rotating the X-ray tube and the X-ray detector around the subject at high speed. MPR image data or the like (for example, a coronal section) may be used as morphological image data.

(装置の構成)
本発明の実施形態における医用画像診断装置の構成につき図1乃至図7を用いて説明する。尚、図1は、本実施形態における医用画像診断装置の全体構成を示すブロック図であり、図2及び図3は、本実施形態の医用画像診断装置が備えるX線CT撮影部及びPET撮影部の具体的な構成を示すブロック図である。
(Device configuration)
The configuration of the medical image diagnostic apparatus according to the embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. FIG. 1 is a block diagram showing the overall configuration of the medical image diagnostic apparatus in the present embodiment, and FIGS. 2 and 3 are an X-ray CT imaging unit and a PET imaging unit provided in the medical image diagnostic apparatus of the present embodiment. It is a block diagram which shows the concrete structure of these.

図1に示す本実施形態の医用画像診断装置100は、X線CT撮影部1と、PET撮影部2と、形態画像データ生成部3と、機能画像データ生成部4と、画像データ合成部5と、表示部6とを備えている。X線CT撮影部1は、被検体150からX線CT撮影モードの投影データを収集する。本実施形態に係るX線CT撮影部1は、所定の位置に固定された回転架台部のX線発生部11から放射され被検体150を透過したX線を投影データ生成部12により検出してスキャノグラム撮影モードの投影データを生成する。PET撮影部2は、放射性同位元素が投与された被検体150の体内から放射される1対のγ線を、被検体150の周囲に配列された検出器モジュール21により検出し、その検出方向及び検出位置に基づいてPET撮影モードの投影データを生成する。形態画像データ生成部3は、X線CT撮影部1において生成されたスキャノグラム撮影モードの投影データを用いて形態画像データとしてのスキャノグラムを生成する。機能画像データ生成部4は、X線CT撮影部1におけるX線照射方向(具体的には、X線照射方向の中心方向)と略等しい方向から検出されたγ線の検出位置に基づいて簡易PET画像データを生成する。更に機能画像データ生成部4は、PET撮影部2において生成されたPET撮影モードの投影データに基づいて機能画像データとしてのPET画像データを生成する。画像データ合成部5は、スキャノグラムに簡易PET画像データを重畳することによりPET撮影モードの投影データが有する画質劣化要因の評価を目的とした評価用画像データを生成する。表示部6は、画像データ合成部5において生成された評価用画像データや機能画像データ生成部4において生成されたPET画像データを表示する。   A medical image diagnostic apparatus 100 of this embodiment shown in FIG. 1 includes an X-ray CT imaging unit 1, a PET imaging unit 2, a morphological image data generation unit 3, a functional image data generation unit 4, and an image data synthesis unit 5. And a display unit 6. The X-ray CT imaging unit 1 collects projection data in the X-ray CT imaging mode from the subject 150. The X-ray CT imaging unit 1 according to the present embodiment uses the projection data generation unit 12 to detect X-rays emitted from the X-ray generation unit 11 of the rotating gantry fixed at a predetermined position and transmitted through the subject 150. Projection data for scanogram imaging mode is generated. The PET imaging unit 2 detects a pair of γ rays radiated from the body of the subject 150 to which the radioisotope is administered by the detector module 21 arranged around the subject 150, and the detection direction and Projection data in the PET imaging mode is generated based on the detection position. The morphological image data generation unit 3 generates a scanogram as morphological image data using the projection data in the scanogram imaging mode generated by the X-ray CT imaging unit 1. The functional image data generation unit 4 is simplified based on the detection position of γ rays detected from a direction substantially equal to the X-ray irradiation direction (specifically, the central direction of the X-ray irradiation direction) in the X-ray CT imaging unit 1. PET image data is generated. Furthermore, the functional image data generation unit 4 generates PET image data as functional image data based on the projection data in the PET imaging mode generated by the PET imaging unit 2. The image data synthesizing unit 5 generates evaluation image data for the purpose of evaluating the image quality deterioration factor of the projection data in the PET imaging mode by superimposing the simple PET image data on the scanogram. The display unit 6 displays the evaluation image data generated by the image data synthesis unit 5 and the PET image data generated by the functional image data generation unit 4.

更に、医用画像診断装置100は、天板7と、移動機構部8と、入力部9と、システム制御部10とを備えている。天板7は、図示しない寝台に据え付けられており、被検体150を載置する。移動機構部8は、X線CT撮影部1を有するX線CT架台部及びPET撮影部2を有するPET架台部(何れも図示せず)を体軸方向(図1のz方向)へ移動させることにより、被検体150の検査対象部位を各々の撮影野へ配置する。入力部9は、被検体情報の入力、スキャノグラム撮影モード、簡易PET撮影モード及びPET撮影モードの選択の入力、これらの撮影モードにおける撮影条件の設定の入力、スキャノグラム、簡易PET画像データ及びPET画像データの生成条件及び表示条件の設定の入力、各種コマンド信号の入力等を行なう。システム制御部10は、医用画像診断装置100が有する上述の各ユニットを統括的に制御する。   Further, the medical image diagnostic apparatus 100 includes a top board 7, a movement mechanism unit 8, an input unit 9, and a system control unit 10. The top plate 7 is installed on a bed (not shown), and the subject 150 is placed thereon. The moving mechanism unit 8 moves the X-ray CT gantry unit having the X-ray CT imaging unit 1 and the PET gantry unit (not shown) having the PET imaging unit 2 in the body axis direction (z direction in FIG. 1). Thus, the examination target part of the subject 150 is arranged in each imaging field. The input unit 9 inputs subject information, scanogram imaging mode, simple PET imaging mode and selection of PET imaging mode, input of setting of imaging conditions in these imaging modes, scanogram, simple PET image data, and PET image data. The generation conditions and display conditions are input and various command signals are input. The system control unit 10 comprehensively controls the above-described units included in the medical image diagnostic apparatus 100.

次に、医用画像診断装置100が備える上述の各ユニットの構成と機能につき更に詳しく説明する。   Next, the configuration and function of each of the units included in the medical image diagnostic apparatus 100 will be described in more detail.

図1に示したX線CT撮影部1は、図2に示すように、X線発生部11、投影データ生成部12、回転架台部13及び固定架台部14を備える。X線発生部11は、X線管111と、高電圧発生器112と、X線絞り器113と、スリップリング114とを備えている。X線管111は、被検体150に対してX線を照射する。高電圧発生器112は、X線管111の陽極と陰極の間に印加する高電圧を発生する。X線絞り器113は、X線管111から放射されたX線の照射範囲を設定する。スリップリング114は、回転架台部13に対して所定の電力を供給する。   The X-ray CT imaging unit 1 illustrated in FIG. 1 includes an X-ray generation unit 11, a projection data generation unit 12, a rotating gantry unit 13, and a fixed gantry unit 14 as illustrated in FIG. The X-ray generation unit 11 includes an X-ray tube 111, a high voltage generator 112, an X-ray restrictor 113, and a slip ring 114. The X-ray tube 111 irradiates the subject 150 with X-rays. The high voltage generator 112 generates a high voltage to be applied between the anode and the cathode of the X-ray tube 111. The X-ray diaphragm 113 sets an irradiation range of X-rays emitted from the X-ray tube 111. The slip ring 114 supplies a predetermined power to the rotating gantry 13.

X線管111は、X線を発生する真空管であり、高電圧発生器112から供給される高電圧によって加速した電子をタングステンターゲットに衝突させてX線を放射する。一方、X線絞り器113は、X線管111と被検体150との間に設けられ、X線管111から放射されたX線を所定の撮影領域に絞り込む機能と被検体150に対するX線の照射強度分布を設定する機能とを有している。例えば、X線絞り器113は、X線管111から放射されたX線ビームを撮影領域に対応したコーンビーム状あるいはファンビーム状のX線ビームに成形する。   The X-ray tube 111 is a vacuum tube that generates X-rays, and emits X-rays by colliding electrons accelerated by a high voltage supplied from the high-voltage generator 112 with a tungsten target. On the other hand, the X-ray restrictor 113 is provided between the X-ray tube 111 and the subject 150, and has a function of narrowing the X-rays emitted from the X-ray tube 111 to a predetermined imaging region and the X-ray for the subject 150. And a function of setting the irradiation intensity distribution. For example, the X-ray restrictor 113 shapes the X-ray beam emitted from the X-ray tube 111 into a cone beam-shaped or fan-beam-shaped X-ray beam corresponding to the imaging region.

次に、投影データ生成部12は、X線検出器121と、データ収集ユニット122と、データ伝送回路123とを備えている。X線検出器121は、被検体150を透過したX線を検出する。データ収集ユニット122は、DAS(Data Acquisition System)ユニットであり、X線検出器121から出力された複数チャンネルの検出信号に対して電流/電圧変換とA/D変換とを行なう。以下では、データ収集ユニット122をDASユニット122と呼ぶ。データ伝送回路123は、DASユニット122の出力信号に対してパラレル/シリアル変換、電気/光/電気変換及びシリアル/パラレル変換を行なう。   Next, the projection data generation unit 12 includes an X-ray detector 121, a data collection unit 122, and a data transmission circuit 123. The X-ray detector 121 detects X-rays that have passed through the subject 150. The data acquisition unit 122 is a DAS (Data Acquisition System) unit, and performs current / voltage conversion and A / D conversion on the detection signals of a plurality of channels output from the X-ray detector 121. Hereinafter, the data collection unit 122 is referred to as a DAS unit 122. The data transmission circuit 123 performs parallel / serial conversion, electrical / optical / electrical conversion, and serial / parallel conversion on the output signal of the DAS unit 122.

投影データ生成部12のX線検出器121は、例えば、2次元配列された図示しない複数個のX線検出素子を備え、このX線検出素子の各々は、X線を光に変換するシンチレータと光を電気信号に変換するフォトダイオードとによって構成されている。そして、これらのX線検出素子は、X線管111の焦点を中心とした円弧に沿って回転架台部13に取り付けられている。   The X-ray detector 121 of the projection data generation unit 12 includes, for example, a plurality of X-ray detection elements (not shown) that are two-dimensionally arranged. Each of the X-ray detection elements is a scintillator that converts X-rays into light. And a photodiode that converts light into an electrical signal. These X-ray detection elements are attached to the rotating gantry 13 along an arc centered on the focal point of the X-ray tube 111.

一方、DASユニット122は、X線検出器121の検出信号に対して電流/電圧変換とA/D変換とを行なう。そして、データ伝送回路123は、図示しないパラレル/シリアル変換器と電気/光/電気変換器とシリアル/パラレル変換器とを有し、DASユニット122から出力された検出信号は、回転架台部13に取り付けられたパラレル/シリアル変換器において時系列的な1チャンネルの投影データに変換され、電気/光/電気変換器を用いた光通信により固定架台部14に取り付けられたシリアル/パラレル変換器に供給される。   On the other hand, the DAS unit 122 performs current / voltage conversion and A / D conversion on the detection signal of the X-ray detector 121. The data transmission circuit 123 includes a parallel / serial converter, an electrical / optical / electrical converter, and a serial / parallel converter (not shown), and the detection signal output from the DAS unit 122 is sent to the rotary mount unit 13. It is converted into projection data of one channel in time series by the attached parallel / serial converter and supplied to the serial / parallel converter attached to the fixed base 14 by optical communication using the electrical / optical / electrical converter. Is done.

次いで、1チャンネルの投影データは、シリアル/パラレル変換器において複数チャンネルの投影データに変換され、スキャノグラム撮影モードの投影データとして形態画像データ生成部3の投影データ記憶部31に保存される。   Next, the projection data for one channel is converted into projection data for a plurality of channels by a serial / parallel converter and stored in the projection data storage unit 31 of the morphological image data generation unit 3 as projection data in the scanogram imaging mode.

尚、上述のデータ伝送方法は、回転架台部13に設けられた投影データ生成部12と固定架台部14の外部に設けられた形態画像データ生成部3との間の信号伝送が可能であれば他の方法に替えることが可能であり、例えば、既に述べたスリップリング等のデバイスを使用しても構わない。   Note that the above-described data transmission method allows the signal transmission between the projection data generation unit 12 provided in the rotary gantry 13 and the morphological image data generation unit 3 provided outside the fixed gantry 14. For example, a device such as the slip ring described above may be used.

この場合、X線発生部11のX線管111及びX線絞り器113と上述の投影データ生成部12のX線検出器121及びDASユニット122とは、被検体150を挟むように対向して回転架台部13に装着される。そして、スキャノグラム撮影モードでは、図2に示すように、X線管111及びX線絞り器113が被検体150の上方に配置され、X線検出器121が下方に配置されるように、回転架台部13は所定の位置に固定される。   In this case, the X-ray tube 111 and the X-ray diaphragm 113 of the X-ray generation unit 11 and the X-ray detector 121 and the DAS unit 122 of the projection data generation unit 12 face each other with the subject 150 interposed therebetween. Mounted on the rotary mount 13. Then, in the scanogram imaging mode, as shown in FIG. 2, the rotating gantry is arranged such that the X-ray tube 111 and the X-ray diaphragm 113 are arranged above the subject 150 and the X-ray detector 121 is arranged below. The part 13 is fixed at a predetermined position.

次に、図1のPET撮影部2は、図3に示すように、検出器モジュール21と、検出データ処理部22とを有している。検出器モジュール21は、被検体150の周囲において同心円状に配列され、放射性同位元素が投与された被検体150の体内から放射される1対のγ線を検出する。検出データ処理部22は、検出されたγ線とノイズとの弁別、γ線の検出時刻や検出位置の計測、同時計測された1対のγ線の検出位置に基づく検出方向の計測を行ない、更には、所定期間におけるγ線のカウント値をγ線検出位置及びγ線検出方向に対応させて累積演算することによりPET撮影モードの投影データを生成する。尚、同時計測された1対のγ線の検出位置を結ぶ線分は、同時計測線(LOR:Line Of Response)と呼ばれる。被検体150の体内から放射される1対のγ線の発生源は、LOR上に位置する。   Next, the PET imaging unit 2 in FIG. 1 includes a detector module 21 and a detection data processing unit 22 as shown in FIG. The detector module 21 is arranged concentrically around the subject 150 and detects a pair of gamma rays emitted from the body of the subject 150 to which the radioisotope is administered. The detection data processing unit 22 discriminates between detected γ-rays and noise, measures the detection time and detection position of γ-rays, and measures the detection direction based on the detection positions of a pair of γ-rays that are simultaneously measured, Further, projection data in the PET imaging mode is generated by accumulating the count value of γ rays in a predetermined period in correspondence with the γ ray detection position and the γ ray detection direction. Note that the line segment connecting the detection positions of a pair of γ-rays measured simultaneously is called a simultaneous measurement line (LOR: Line Of Response). A source of a pair of γ rays emitted from the body of the subject 150 is located on the LOR.

複数個からなる検出器モジュール21(21−1乃至21−Nm)は、天板7に載置された状態でPET撮影部2の撮影野に配置された被検体150の周囲において同心円状に配列される。被検体150から放射されたγ線は、これらの検出器モジュール21によって一旦可視光に変換された後、電気信号(検出信号)に変換される。   A plurality of detector modules 21 (21-1 to 21-Nm) are arranged concentrically around the subject 150 placed in the imaging field of the PET imaging unit 2 while being placed on the top board 7. Is done. The γ rays emitted from the subject 150 are once converted into visible light by these detector modules 21 and then converted into an electrical signal (detection signal).

図4は、本実施形態のPET撮影部に設けられた検出器モジュールの具体的な構成を示す図である。図4に示すように、検出器モジュール21−1乃至21−Nmの各々は、短冊状のシンチレータ211と、光電子増倍管212と、ライトガイド213とを有している。シンチレータ211は、被検体150から放射されるγ線を検出して可視光に変換する。光電子増倍管212は、シンチレータ211によって変換された可視光を電気信号に変換すると共に変換した微弱な電気信号を増幅する。ライトガイド213は、シンチレータ211から出力された可視光を光電子増倍管212へ伝達する。   FIG. 4 is a diagram illustrating a specific configuration of the detector module provided in the PET imaging unit of the present embodiment. As shown in FIG. 4, each of the detector modules 21-1 to 21 -Nm has a strip-shaped scintillator 211, a photomultiplier tube 212, and a light guide 213. The scintillator 211 detects γ rays emitted from the subject 150 and converts them to visible light. The photomultiplier tube 212 converts visible light converted by the scintillator 211 into an electric signal and amplifies the weak electric signal converted. The light guide 213 transmits visible light output from the scintillator 211 to the photomultiplier tube 212.

シンチレータ211は、ビスマスジャーマネイド(BGO:(BiGe12))、タリウム活性化ヨウ化ナトリウム(NaI(Tl))、フッ化バリウム(BaF)等の材料が用いられる。特に、PET撮影部2の検出器モジュール21には、単位体積当たりのγ線光電吸収率が高いビスマスジャーマネイドや応答速度の速いフッ化バリウムが好適である。 The scintillator 211 is made of a material such as bismuth germanide (BGO: (Bi 4 Ge 3 O 12 )), thallium activated sodium iodide (NaI (Tl)), barium fluoride (BaF 2 ), or the like. In particular, bismuth germanide having a high γ-ray photoelectric absorption per unit volume and barium fluoride having a fast response speed are suitable for the detector module 21 of the PET imaging unit 2.

光電子増倍管212は、例えば、数百個からなる光子を10〜1010個の電子に増幅し、出力段である陽極にその電子を収集して電気信号に変換するものであり、図示しない光電陰極と電子増倍器を備えている。光電陰極には、その波長特性がシンチレータ211の発光波長に略均しい多アルカリ物質あるいは酸素やセシウムで活性化したバイアルカリ物質が用いられ、入射光子数に対する発生光電子数は通常20%乃至30%である。一方、電子増倍器は、2次電子放出現象に基づき、電子の伝搬経路に沿って配置された多段の電極と増幅された電子を収集する陽極とから構成されている。そして、管電圧が200V乃至300Vの場合の1段当たりの増幅率は約5倍であるため、上述の10の増幅率を得るためには10段程度の電極が設けられる。 The photomultiplier tube 212, for example, amplifies hundreds of photons into 10 7 to 10 10 electrons, collects the electrons at an anode as an output stage, and converts them into an electrical signal. Not equipped with photocathode and electron multiplier. For the photocathode, a multi-alkali material whose wavelength characteristic is substantially equal to the emission wavelength of the scintillator 211 or a bialkali material activated with oxygen or cesium is used, and the number of generated photoelectrons with respect to the number of incident photons is usually 20% to 30%. It is. On the other hand, the electron multiplier is composed of multi-stage electrodes arranged along an electron propagation path and an anode for collecting amplified electrons based on the secondary electron emission phenomenon. The tube voltage for amplification factor per stage in the case of 200V to 300V is about 5-fold, 10-stage approximately electrode is provided in order to obtain a 107 amplification factor of the above.

ライトガイド213は、シンチレータ211と光電子増倍管212を光学的にカップリングするためのものであり、シンチレータ211から出力された可視光を効率よく光電子増倍管212へ伝達するために光透過性に優れたプラスチック材が用いられる。   The light guide 213 is for optically coupling the scintillator 211 and the photomultiplier tube 212, and is light transmissive in order to efficiently transmit visible light output from the scintillator 211 to the photomultiplier tube 212. Excellent plastic material is used.

図3へ戻って、PET撮影部2の検出データ処理部22は、上述の検出器モジュール21−1乃至21−Nmの各々に接続されているNmチャンネルのデータ処理ユニット221−1乃至221−Nmを備えている。また、検出データ処理部22は、データ処理ユニット221−1乃至221−Nmから出力されたγ線の検出位置情報に基づいてγ線の検出方向を計測する検出方向計測部222を備えている。また、検出データ処理部22は、所定期間における検出信号のカウント値をγ線検出位置及びγ線検出方向に対応させて順次累積加算することによりPET撮影モードの投影データを生成する投影データ生成部223を備えている。   Returning to FIG. 3, the detection data processing unit 22 of the PET imaging unit 2 includes Nm-channel data processing units 221-1 to 221-Nm connected to each of the detector modules 21-1 to 21-Nm. It has. The detection data processing unit 22 includes a detection direction measurement unit 222 that measures the detection direction of γ rays based on the detection position information of γ rays output from the data processing units 221-1 to 221-Nm. Further, the detection data processing unit 22 generates the projection data in the PET imaging mode by sequentially accumulating the count value of the detection signal in a predetermined period corresponding to the γ-ray detection position and the γ-ray detection direction. 223.

尚、ここでは、被検体150に投与された放射性同位元素Sから放射される1対のγ線が検出器モジュール21−a及び21−bによって検出された場合を想定し、検出器モジュール21−a及び21−bに接続されているデータ処理ユニット221−a及び221−bのみを示している。   Here, it is assumed that a pair of gamma rays emitted from the radioisotope S administered to the subject 150 is detected by the detector modules 21-a and 21-b, and the detector module 21- Only the data processing units 221-a and 221-b connected to a and 21-b are shown.

検出データ処理部22のデータ処理ユニット221−a及び221−b各々は、信号合成部231と、信号弁別部232と、波形整形部233と、検出時刻計測部234と、検出位置計測部235とを備えている。信号合成部231は、検出器モジュール21−aまたは21−bの光電子増倍管212から供給された複数チャンネルの検出信号を加算合成する。信号弁別部232は、信号合成部231において合成された検出信号を用いてγ線に起因する検出信号とノイズとの弁別を各々の波高値に基づいて行なう。波形整形部233は、信号合成部231から出力された合成後の検出信号を矩形波に整形する。検出時刻計測部234は、信号弁別部232において弁別された検出信号に対応するγ線の検出時刻を波形整形部233から供給された矩形波のフロントエッジ等に基づいて計測する。検出位置計測部235は、信号弁別部232において弁別された検出信号に対応するγ線の検出位置を検出器モジュール21−aまたは21−bの光電子増倍管212から供給された複数チャンネルの検出信号に基づいて計測する。一例を挙げると、検出位置計測部235は、アンガーロジック(Anger logic)による重心計算を行なうことで、1つのγ線に由来する複数の光子を放出したシンチレータ211を特定し、特定したシンチレータ211の位置を、γ線の検出位置とする。尚、データ処理ユニット221を構成する各ユニットの具体的な構成と機能については、特開2007−107995号公報等において記載されているため詳細な説明は省略する。   Each of the data processing units 221-a and 221-b of the detection data processing unit 22 includes a signal synthesis unit 231, a signal discrimination unit 232, a waveform shaping unit 233, a detection time measurement unit 234, and a detection position measurement unit 235. It has. The signal combining unit 231 adds and combines the detection signals of a plurality of channels supplied from the photomultiplier tube 212 of the detector module 21-a or 21-b. The signal discriminating unit 232 discriminates the detection signal and noise caused by the γ-ray based on each peak value using the detection signal synthesized by the signal synthesis unit 231. The waveform shaping unit 233 shapes the combined detection signal output from the signal synthesis unit 231 into a rectangular wave. The detection time measuring unit 234 measures the detection time of the γ-ray corresponding to the detection signal discriminated by the signal discriminating unit 232 based on the front edge of the rectangular wave supplied from the waveform shaping unit 233. The detection position measurement unit 235 detects a plurality of channels supplied from the photomultiplier tube 212 of the detector module 21-a or 21-b with the detection position of the γ-ray corresponding to the detection signal discriminated by the signal discrimination unit 232. Measure based on the signal. For example, the detection position measurement unit 235 specifies the scintillator 211 that has emitted a plurality of photons derived from one γ-ray by performing center-of-gravity calculation using Anger logic, and the detected scintillator 211 The position is set as a γ-ray detection position. The specific configuration and function of each unit constituting the data processing unit 221 are described in Japanese Patent Application Laid-Open No. 2007-107995 and the like, and thus detailed description thereof is omitted.

次に、検出データ処理部22の検出方向計測部222は、データ処理ユニット221−1乃至221−Nmの各々に設けられた検出時刻計測部234から供給されるγ線の検出時刻及び検出位置計測部235から供給されるγ線の検出位置の情報に基づき、被検体150の体内から放射されるγ線の検出方向を計測する。例えば、検出方向計測部222は、検出時刻の差が所定の時間幅となる2つの検出位置を、被検体150の体内から放出された1対のγ線を略同時に検出した位置とする。そして、例えば、検出方向計測部222は、これら2つの検出位置を結ぶ線分をLORとし、LORの方向をγ線の検出方向として計測する。   Next, the detection direction measurement unit 222 of the detection data processing unit 22 measures the detection time and detection position of γ rays supplied from the detection time measurement unit 234 provided in each of the data processing units 221-1 to 221-Nm. Based on the information on the detection position of the γ rays supplied from the unit 235, the detection direction of the γ rays emitted from the body of the subject 150 is measured. For example, the detection direction measuring unit 222 sets two detection positions where the difference in detection time is a predetermined time width as positions where a pair of γ rays emitted from the body of the subject 150 are detected substantially simultaneously. Then, for example, the detection direction measuring unit 222 measures a line segment connecting these two detection positions as LOR, and measures the LOR direction as the γ-ray detection direction.

一方、投影データ生成部223は、被検体150から放射されるγ線を検出した検出結果に基づくPET撮影モードの投影データを生成する。投影データ生成部223は、累積演算機能を有する図示しない記憶回路を備え、検出方向計測部222から供給された検出信号のカウント値を上述のγ線の検出位置及び検出方向に対応させて前記記憶回路に保存する。そして、例えば、検出器モジュール21−aと検出器モジュール21−bによるγ線の検出が所定期間において行なわれる度に、検出信号のカウント値は、検出位置及び検出方向に対応した前記記憶回路のアドレスにおいて累積加算される。   On the other hand, the projection data generation unit 223 generates PET imaging mode projection data based on the detection result of detecting γ rays emitted from the subject 150. The projection data generation unit 223 includes a storage circuit (not shown) having a cumulative calculation function, and stores the count value of the detection signal supplied from the detection direction measurement unit 222 in association with the above-described detection position and detection direction of the γ-ray. Save to circuit. For example, each time the detection of the γ rays by the detector module 21-a and the detector module 21-b is performed in a predetermined period, the count value of the detection signal is stored in the memory circuit corresponding to the detection position and the detection direction. Cumulative addition is performed at the address.

更に、検出データ処理部22は、検出器モジュール21−a及び検出器モジュール21−bと異なる他の検出器モジュール21において1対のγ線が検出された場合においても、γ線の検出位置と検出方向を上述と同様の方法によって計測し、検出信号のカウント値をγ線の検出位置及び検出方向に対応した前記記憶回路のアドレスにおいて累積加算する。即ち、所定期間内において順次検出されるγ線のカウント値は、検出位置及び検出方向に対応した記憶回路のアドレスにおいて累積加算され、これにより、PET撮影モードの投影データが生成される。   Further, the detection data processing unit 22 detects the detection position of the γ-ray even when a pair of γ-rays is detected in another detector module 21 different from the detector module 21-a and the detector module 21-b. The detection direction is measured by the same method as described above, and the count value of the detection signal is cumulatively added at the address of the storage circuit corresponding to the detection position and detection direction of the γ-ray. That is, the count value of γ rays sequentially detected within a predetermined period is cumulatively added at the address of the storage circuit corresponding to the detection position and detection direction, thereby generating projection data in the PET imaging mode.

次に、図1に示した形態画像データ生成部3は、投影データ記憶部31、スキャノグラム生成部32及びスキャノグラム記憶部33を備える。回転架台部13を所定の位置に固定させた状態で後述のX線CT架台部を被検体150の体軸方向(z方向)へ順次スライド移動させながら行なわれるX線撮影によって収集されたスキャノグラム撮影モードの投影データは、撮影モードの識別情報や撮影位置情報(即ち、X線CT架台部の位置情報)等が付帯情報として付与されたうえで、投影データ記憶部31に保存される。   Next, the morphological image data generation unit 3 illustrated in FIG. 1 includes a projection data storage unit 31, a scanogram generation unit 32, and a scanogram storage unit 33. Scanogram imaging collected by X-ray imaging performed by sequentially sliding and moving an X-ray CT gantry described later in the body axis direction (z direction) of the subject 150 with the rotating gantry 13 fixed at a predetermined position. The projection data of the mode is stored in the projection data storage unit 31 after the identification information of the imaging mode, the imaging position information (that is, the position information of the X-ray CT gantry), and the like are added as supplementary information.

スキャノグラム生成部32は、撮影モードの識別情報に基づいて投影データ記憶部31から読み出したスキャノグラム撮影モードの投影データを、その付帯情報である撮影位置情報に基づいて合成する。これにより、スキャノグラム生成部32は、体軸方向に広範囲なスキャノグラムを生成する。そして、得られたスキャノグラムは、スキャノグラム記憶部33に一旦保存される。尚、このとき生成されるスキャノグラムは、通常のX線診断装置によって得られる透視画像データに類似したものとなる。   The scanogram generation unit 32 synthesizes the scanogram shooting mode projection data read from the projection data storage unit 31 based on the shooting mode identification information based on the shooting position information which is supplementary information. Thereby, the scanogram generator 32 generates a wide range of scanograms in the body axis direction. The obtained scanogram is temporarily stored in the scanogram storage unit 33. The scanogram generated at this time is similar to the fluoroscopic image data obtained by a normal X-ray diagnostic apparatus.

一方、機能画像データ生成部4は、簡易PET画像データ生成部41、投影データ記憶部42及びPET画像データ生成部43を備えている。   On the other hand, the functional image data generation unit 4 includes a simple PET image data generation unit 41, a projection data storage unit 42, and a PET image data generation unit 43.

簡易PET画像データ生成部41は、放射性同位元素を投与した被検体150から放射されるγ線の発生源の位置を所定投影面に対して所定方向に投影した情報に基づいて簡易PET画像データを生成する。本実施形態では、形態画像データの撮影方向を所定方向とし、形態画像データの撮影断面を所定投影面とする。そして、本実施形態に係る簡易PET画像データ生成部41は、被検体150から放射されるγ線の検出位置情報の中で、形態画像データの撮影方向に対応する方向から検出された検出位置情報に基づいて簡易PET画像データを生成する。換言すると、本実施形態では、簡易PET画像データ生成部41は、被検体150から放射されるγ線の検出位置情報の中で、形態画像データの撮影断面に垂直な方向に対応する方向から検出された検出位置情報に基づいて簡易PET画像データを生成する。尚、形態画像データの撮影方向は、スキャノグラム撮影時にX線発生部11からコーンビーム状あるいはファンビーム状に照射されたX線ビームの中心方向である。以下では、形態画像データの撮影方向を、X線照射方向の中心方向と記載する場合がある。   The simple PET image data generation unit 41 generates simple PET image data based on information obtained by projecting the position of the generation source of γ rays emitted from the subject 150 to which the radioisotope is administered in a predetermined direction with respect to a predetermined projection plane. Generate. In the present embodiment, the shooting direction of the morphological image data is a predetermined direction, and the shooting cross section of the morphological image data is a predetermined projection plane. Then, the simplified PET image data generation unit 41 according to the present embodiment detects detected position information from the direction corresponding to the imaging direction of the morphological image data in the detected position information of γ rays emitted from the subject 150. Simple PET image data is generated based on the above. In other words, in the present embodiment, the simplified PET image data generation unit 41 detects from the direction corresponding to the direction perpendicular to the imaging section of the morphological image data in the detection position information of the γ rays emitted from the subject 150. Simple PET image data is generated based on the detected position information. Note that the imaging direction of the morphological image data is the center direction of the X-ray beam emitted from the X-ray generator 11 in a cone beam shape or a fan beam shape at the time of scanogram imaging. Hereinafter, the imaging direction of the morphological image data may be described as the center direction of the X-ray irradiation direction.

また、簡易PET画像データ生成部41は、PET撮影モードの投影データの収集過程で検出されたγ線の検出位置情報に基づいて簡易PET画像データを生成する。本実施形態では、簡易PET画像データ生成部41は、PET撮影モードの投影データの収集過程で所定方向から検出されたγ線の検出位置情報に基づいて簡易PET画像データを生成する。   The simple PET image data generation unit 41 generates simple PET image data based on the detected position information of γ rays detected in the process of collecting projection data in the PET imaging mode. In the present embodiment, the simplified PET image data generation unit 41 generates simplified PET image data based on the detected position information of γ rays detected from a predetermined direction in the process of collecting projection data in the PET imaging mode.

また、簡易PET画像データ生成部41は、γ線の発生源の位置に対応するデータシートのアドレスに、検出時刻からの時間経過と共に輝度が減弱する計測点を順次配置することにより簡易PET画像データを生成する。本実施形態に係る簡易PET画像データ生成部41は、所定方向である形態画像データの撮影方向から検出されたγ線の検出位置に対応するデータシートのアドレスに、検出時刻からの時間経過と共に輝度が減弱する計測点を順次配置することにより簡易PET画像データを生成する。   The simplified PET image data generation unit 41 sequentially arranges measurement points whose luminance decreases with the passage of time from the detection time at the address of the data sheet corresponding to the position of the γ-ray generation source, thereby simplifying the PET image data. Is generated. The simplified PET image data generation unit 41 according to the present embodiment has a luminance as the time elapses from the detection time at the address of the data sheet corresponding to the detection position of the γ-ray detected from the imaging direction of the morphological image data which is a predetermined direction. Simplified PET image data is generated by sequentially arranging measurement points at which the attenuation decreases.

例えば、簡易PET画像データ生成部41は、図示しない分布データ形成部、経過時間計測部及びルックアップテーブルを備え、検出データ処理部22の検出方向計測部222によって計測されたγ線の検出方向がスキャノグラム撮影モードにおけるX線照射方向の中心方向(例えば、図2のy方向)と略等しい場合、このγ線の検出位置に対応するデータシートのアドレスに所定の輝度を有した計測点を順次配置する。これにより、簡易PET画像データ生成部41は、上述のX線照射方向の中心方向と直交する投影面にγ線発生源の分布状態が投影された簡易PET画像データを生成する。   For example, the simplified PET image data generation unit 41 includes a distribution data formation unit, an elapsed time measurement unit, and a lookup table (not shown), and the detection direction of the γ rays measured by the detection direction measurement unit 222 of the detection data processing unit 22 When the X-ray irradiation direction in the scanogram imaging mode is substantially equal to the center direction (for example, the y direction in FIG. 2), measurement points having a predetermined luminance are sequentially arranged at the address of the data sheet corresponding to the detected position of the γ-ray. To do. Thereby, the simple PET image data generation unit 41 generates simple PET image data in which the distribution state of the γ-ray generation source is projected on the projection plane orthogonal to the center direction of the X-ray irradiation direction described above.

即ち、X線照射方向の中心方向と略同一の方向(y方向)を検出方向とするγ線がPET撮影部2の検出器モジュール21によって検出された場合、上述の経過時間計測部は、検出データ処理部22の検出時刻計測部234によって計測された前記γ線の検出時刻から観測時刻までの経過時間を計測する。ここで、上述のルックアップテーブルは、経過時間と計測点の輝度値との対応データが、投与薬剤情報を含むPET撮影モードの撮影条件を単位として予め保管されている。経過時間計測部は、ルックアップテーブルの中から前記経過時間の計測結果に対応した輝度値を抽出する。   That is, when the detector module 21 of the PET imaging unit 2 detects γ-rays whose detection direction is substantially the same direction (y direction) as the center direction of the X-ray irradiation direction, the elapsed time measurement unit described above detects The elapsed time from the detection time of the γ ray measured by the detection time measuring unit 234 of the data processing unit 22 to the observation time is measured. Here, in the above-described lookup table, correspondence data between the elapsed time and the luminance value at the measurement point is stored in advance in units of imaging conditions in the PET imaging mode including administration drug information. The elapsed time measurement unit extracts a luminance value corresponding to the measurement result of the elapsed time from the lookup table.

そして、分布データ形成部は、γ線の検出位置に対応したデータシートのアドレスに時間経過と共に変化する輝度値を有した複数の計測点を配置することにより、その輝度が検出時刻において最大値を有し時間経過と共に減弱する複数の計測点によって構成された簡易PET画像データを生成する。   The distribution data forming unit arranges a plurality of measurement points having luminance values that change with time at the address of the data sheet corresponding to the detection position of the γ-ray, so that the luminance reaches the maximum value at the detection time. Simple PET image data composed of a plurality of measurement points that decrease with the passage of time is generated.

図5A及びBは、本実施形態の簡易PET撮影モードにおけるγ線の検出方向及び検出位置を示す図である。図5Aは、スキャノグラム撮影モードにおけるX線照射方向の中心方向を示している。又、図5Bは、被検体150の体内から放射されるγ線がX線照射方向の中心方向と略等しい方向において検出された場合の検出位置a1乃至aN及びb1乃至bNを示している。但し、説明を簡単にするために、図5AにおけるX線照射方向の中心方向はy方向としている。又、図5Bでは、体軸方向に垂直な1つの断面におけるγ線検出位置のみを説明し、体軸方向に垂直な他の複数断面におけるγ線検出位置についての説明は省略しているが、本実施形態では、体軸方向に垂直な他の複数断面におけるγ線検出位置も同様の方法によって検出される。   5A and 5B are diagrams illustrating the detection direction and the detection position of γ rays in the simple PET imaging mode of the present embodiment. FIG. 5A shows the center direction of the X-ray irradiation direction in the scanogram imaging mode. FIG. 5B shows detection positions a1 to aN and b1 to bN when γ rays emitted from the body of the subject 150 are detected in a direction substantially equal to the central direction of the X-ray irradiation direction. However, in order to simplify the description, the center direction of the X-ray irradiation direction in FIG. 5A is the y direction. In FIG. 5B, only the γ-ray detection position in one cross section perpendicular to the body axis direction is described, and the description of the γ-ray detection positions in other cross sections perpendicular to the body axis direction is omitted. In the present embodiment, γ-ray detection positions in other multiple cross sections perpendicular to the body axis direction are also detected by the same method.

図5Aに示す一例では、本実施形態で形態画像データとして用いられるスキャノグラムは、被検体150の組織形態を、zx平面に対してy方向に投影した画像データである。従って、図5Bに示すように、検出位置a1及び検出位置b1を結ぶLORがy方向に略等しい方向であることから、当該LOR上のいずれかの位置に存在する発生源S1の位置をzx平面に対してy方向に投影した位置は、発生源S1のz座標及びx座標であると共に、検出位置a1のz座標及びx座標となり、検出位置b1のz座標及びx座標となる。   In the example shown in FIG. 5A, the scanogram used as the morphological image data in the present embodiment is image data obtained by projecting the tissue morphology of the subject 150 in the y direction with respect to the zx plane. Therefore, as shown in FIG. 5B, since the LOR connecting the detection position a1 and the detection position b1 is substantially equal to the y direction, the position of the source S1 existing at any position on the LOR is represented by the zx plane. The positions projected in the y-direction are the z-coordinate and x-coordinate of the generation source S1, the z-coordinate and x-coordinate of the detection position a1, and the z-coordinate and x-coordinate of the detection position b1.

また、図5Bに示す発生源S2の位置をzx平面に対してy方向に投影した位置は、検出位置a2及び検出位置b2それぞれのz座標及びx座標となり、図5Bに示す発生源S3の位置をzx平面に対してy方向に投影した位置は、検出位置a3及び検出位置b3それぞれのz座標及びx座標となる。また、図5Bに示す発生源S4の位置をzx平面に対してy方向に投影した位置は、検出位置a4及び検出位置b4それぞれのz座標及びx座標となり、図5Bに示す発生源SNの位置をzx平面に対してy方向に投影した位置は、検出位置aN及び検出位置bNそれぞれのz座標及びx座標となる。   5B is the z-coordinate and x-coordinate of the detection position a2 and the detection position b2, respectively, and the position of the generation source S3 shown in FIG. 5B. Are projected in the y direction with respect to the zx plane, and become the z coordinate and the x coordinate of the detection position a3 and the detection position b3, respectively. 5B is the z-coordinate and x-coordinate of the detection position a4 and the detection position b4, respectively, and the position of the generation source SN shown in FIG. 5B. Are projected in the y direction with respect to the zx plane, and become the z coordinate and the x coordinate of the detection position aN and the detection position bN, respectively.

すなわち、LORの方向が撮影断面に垂直な方向(撮影方向)に略一致する方向であるならば、γ線の発生源の位置を撮影断面へ投影した位置は、撮影方向における当該発生源の位置が特定されなくても、当該LORの方向を決定するために用いられた2つの検出位置情報から求めることができる。尚、形態画像データの撮影方向及び撮影断面は、y方向及びzx断面だけでなく、操作者により任意に変更することができる。例えば、簡易PET画像データ生成部41は、検出位置計測部235で計測された検出位置の情報を、設定された撮影方向及び撮影断面で定まる直交座標系での位置情報に変換することで、γ線の発生源の位置を撮影断面へ投影した位置を求めることができる。このように、簡易PET画像データ生成部41は、撮影断面におけるγ線の発生源の位置が描出された簡易PET画像データを、再構成処理を行なうことなく、生成する。   That is, if the LOR direction is a direction that substantially coincides with the direction perpendicular to the imaging section (imaging direction), the position where the position of the γ-ray generation source is projected onto the imaging section is the position of the source in the imaging direction. Can be obtained from the two pieces of detected position information used for determining the direction of the LOR. Note that the shooting direction and shooting section of the morphological image data can be arbitrarily changed by the operator as well as the y direction and zx section. For example, the simplified PET image data generation unit 41 converts the information of the detection position measured by the detection position measurement unit 235 into position information in an orthogonal coordinate system determined by the set imaging direction and imaging section, thereby obtaining γ The position where the position of the line generation source is projected onto the imaging section can be obtained. As described above, the simple PET image data generation unit 41 generates simple PET image data in which the position of the γ-ray generation source in the imaging section is depicted without performing reconstruction processing.

図1へ戻って、機能画像データ生成部4の投影データ記憶部42には、PET撮影部2に備えられた検出データ処理部22の投影データ生成部223が、複数からなる検出信号のカウント値を累積加算して生成したPET撮影モードの投影データが一旦保存されている。そして、PET画像データ生成部43は、PET撮影モードの投影データを用いてPET画像データを生成する。PET画像データ生成部43は、投影データ記憶部42から読み出したPET撮影モードの投影データを再構成処理して診断用のPET画像データを生成する。   Returning to FIG. 1, in the projection data storage unit 42 of the functional image data generation unit 4, the projection data generation unit 223 of the detection data processing unit 22 provided in the PET imaging unit 2 has a count value of a plurality of detection signals. Projection data in the PET imaging mode generated by accumulatively adding is temporarily stored. Then, the PET image data generation unit 43 generates PET image data using the projection data in the PET imaging mode. The PET image data generation unit 43 reconstructs the PET imaging mode projection data read from the projection data storage unit 42 to generate diagnostic PET image data.

次に、画像データ合成部5は、図示しない加算合成処理部を有し、形態画像データ生成部3のスキャノグラム記憶部33に保存されている体軸方向に広範囲なスキャノグラムと、機能画像データ生成部4の簡易PET画像データ生成部41において略リアルタイムで生成される簡易PET画像データを合成することにより、PET撮影モードの投影データにおける画質劣化要因の評価を目的とした評価用画像データを生成する機能を有している。この場合、スキャノグラムと簡易PET画像データとの合成は、上述のスキャノグラム撮影モードの撮影位置情報(即ち、X線CT架台部の位置情報)及び簡易PET撮影モードの撮影位置情報(即ち、PET架台部の位置情報)に基づいて行なわれる。   Next, the image data synthesizing unit 5 includes an addition synthesis processing unit (not shown), a wide range of scanograms in the body axis direction stored in the scanogram storage unit 33 of the morphological image data generation unit 3, and a functional image data generation unit A function of generating evaluation image data for the purpose of evaluating an image quality deterioration factor in projection data in the PET imaging mode by synthesizing simple PET image data generated in substantially real time in the 4 simple PET image data generation unit 41 have. In this case, the combination of the scanogram and the simplified PET image data is performed by imaging position information in the scanogram imaging mode (that is, position information of the X-ray CT frame) and imaging position information in the simple PET imaging mode (that is, the PET frame). Position information).

図6は、本実施形態の画像データ合成部において生成される評価用画像データを説明するための図である。図6に示す画像データ1000は、図5Aの矢印で示したy方向を中心とするX線照射によって収集されたスキャノグラム撮影モードの投影データに基づいて形態画像データ生成部3のスキャノグラム生成部32が生成した被検体150の広範囲なスキャノグラムを示している。また、図6に示す画像データ2000は、上述のX線照射方向の中心方向と同一の方向において検出されたγ線の検出位置に基づいて機能画像データ生成部4の簡易PET画像データ生成部41が生成した簡易PET画像データを示している。また、図6に示す画像データ3000は、画像データ合成部5が、上述の簡易PET画像データとスキャノグラムとを合成することによって生成した評価用画像データを夫々示している。   FIG. 6 is a diagram for explaining the evaluation image data generated by the image data composition unit of the present embodiment. The image data 1000 shown in FIG. 6 is obtained by the scanogram generation unit 32 of the morphological image data generation unit 3 based on the projection data in the scanogram imaging mode collected by X-ray irradiation centered on the y direction indicated by the arrow in FIG. 5A. An extensive scanogram of the generated subject 150 is shown. Also, the image data 2000 shown in FIG. 6 is a simple PET image data generation unit 41 of the functional image data generation unit 4 based on the detection position of γ rays detected in the same direction as the center direction of the X-ray irradiation direction. Shows the simple PET image data generated. Further, the image data 3000 shown in FIG. 6 indicates the evaluation image data generated by the image data synthesis unit 5 by synthesizing the above-described simple PET image data and the scanogram, respectively.

そして、表示部6に示された上述の評価用画像データにおいて、例えば、簡易PET画像データを構成する計測点の各々がスキャノグラムの破線で示された検査対象臓器の内部に分布している場合、PET撮影モードの投影データの収集時における体動の影響は許容可能な範囲にあると判定される。   In the above-described evaluation image data shown on the display unit 6, for example, when each of the measurement points constituting the simple PET image data is distributed inside the examination target organ indicated by the broken line of the scanogram, It is determined that the influence of body movement when collecting projection data in the PET imaging mode is in an allowable range.

次に、図1の表示部6は、図示しない表示データ生成部、変換処理部及びモニタを備えている。表示データ生成部は、画像データ合成部5において生成された評価用画像データや機能画像データ生成部4のPET画像データ生成部43において生成されたPET画像データを所定の表示フォーマットに変換して表示データを生成し、変換処理部は、表示データ生成部によって生成された表示データに対しD/A変換やTVフォーマット変換等の変換処理を行なってモニタに表示する。本実施形態では、表示部6は、時間経過と共に輝度が減弱する複数の計測点を有した簡易PET画像データをリアルタイムで表示する。具体的には、本実施形態では、表示部6は、評価用画像データをリアルタイムで表示する。   Next, the display unit 6 in FIG. 1 includes a display data generation unit, a conversion processing unit, and a monitor (not shown). The display data generation unit converts the evaluation image data generated by the image data synthesis unit 5 and the PET image data generated by the PET image data generation unit 43 of the functional image data generation unit 4 into a predetermined display format for display. The data is generated, and the conversion processing unit performs conversion processing such as D / A conversion and TV format conversion on the display data generated by the display data generation unit and displays the data on the monitor. In the present embodiment, the display unit 6 displays, in real time, simple PET image data having a plurality of measurement points whose luminance decreases with time. Specifically, in the present embodiment, the display unit 6 displays the evaluation image data in real time.

一方、移動機構部8は、図示しない架台回転部、架台移動部及び移動機構制御部を備える。架台回転部は、移動機構制御部から供給される架台回転制御信号に従ってX線管111及びX線検出器121が搭載されたX線CT撮影部1の回転架台部13を回転させ、スキャノグラム画像データの生成に好適な位置に配置する。   On the other hand, the moving mechanism unit 8 includes a gantry rotating unit, a gantry moving unit, and a moving mechanism control unit (not shown). The gantry rotating unit rotates the rotating gantry unit 13 of the X-ray CT imaging unit 1 on which the X-ray tube 111 and the X-ray detector 121 are mounted according to the gantry rotation control signal supplied from the moving mechanism control unit, and scanogram image data. It arrange | positions in the position suitable for the production | generation of.

架台移動部は、移動機構制御部から供給された架台移動制御信号に従い、X線CT撮影部1を有するX線CT架台部及びPET撮影部2を有するPET架台部を床面に設けられたガイドレールに沿って被検体150の体軸方向へ移動させる。   The gantry moving unit is a guide in which an X-ray CT gantry unit having an X-ray CT imaging unit 1 and a PET gantry unit having a PET imaging unit 2 are provided on a floor surface in accordance with a gantry movement control signal supplied from a moving mechanism control unit. The body 150 is moved in the body axis direction along the rail.

移動機構制御部は、入力部9からシステム制御部10を介して供給されるスキャノグラム撮影モード及びPET撮影モードの撮影条件に基づいて生成した架台回転制御信号を架台回転部へ供給し、架台移動制御信号を架台移動部へ供給する。   The movement mechanism control unit supplies the gantry rotation control signal generated based on the imaging conditions of the scanogram imaging mode and the PET imaging mode supplied from the input unit 9 via the system control unit 10 to the gantry rotation unit, and controls the gantry movement control. The signal is supplied to the gantry moving part.

図7は、本実施形態の移動機構部によって移動するX線CT架台部及びPET架台部を説明するための図である。図7に示すように検査室の床面160には被検体150を載置する天板7を有した寝台161が据え付けられ、天板7の体軸方向(z方向)にガイドレール162が配設されている。そして、移動機構部8は、被検体150の検査対象部位(検査対象臓器)がX線CT撮影部1の撮影野及びPET撮影部2の撮影野に配置されるように、X線CT撮影部1を有するX線CT架台部163及びPET撮影部2を有するPET架台164をガイドレール162に沿って体軸方向へ移動させる。これにより、スキャノグラム撮影モード及びPET撮影モードにおける撮影位置が設定される。   FIG. 7 is a diagram for explaining an X-ray CT gantry and a PET gantry that are moved by the movement mechanism of the present embodiment. As shown in FIG. 7, a bed 161 having a top plate 7 on which the subject 150 is placed is installed on the floor surface 160 of the examination room, and a guide rail 162 is arranged in the body axis direction (z direction) of the top plate 7. It is installed. Then, the moving mechanism unit 8 includes an X-ray CT imaging unit such that the examination target region (examination target organ) of the subject 150 is arranged in the imaging field of the X-ray CT imaging unit 1 and the imaging field of the PET imaging unit 2. The X-ray CT gantry 163 having 1 and the PET gantry 164 having the PET imaging unit 2 are moved along the guide rail 162 in the body axis direction. Thereby, the photographing position in the scanogram photographing mode and the PET photographing mode is set.

次に、図1の入力部9は、キーボード、選択スイッチ、マウス等の入力デバイスや表示パネルを備え、表示部6と組み合わせて用いることによりインタラクティブなインターフェースを形成している。そして、被検体情報の入力、スキャノグラム撮影モード、簡易PET撮影モード及びPET撮影モードの選択、これらの撮影モードにおける撮影条件の設定、スキャノグラム、簡易PET画像データ及びPET画像データの生成条件及び表示条件の設定、被検体150に投与される放射性同位元素の情報(投与薬剤情報)の入力、更には、X線CT撮影開始指示信号、PET撮影開始指示信号及びPET画像データ生成指示信号をはじめとする各種指示信号の入力等が、上述の表示パネルや入力デバイスを用いて行なわれる。本実施形態では、入力部9は、PET画像データの生成を行なうための指示信号(PET画像データ生成指示信号)を簡易PET画像データの評価結果に基づいて入力する。具体的には、本実施形態では、入力部9は、PET画像データ生成指示信号を評価用画像データの評価結果に基づいて入力する。より具体的には、入力部9は、評価用画像データを観察した操作者から、PET画像データ生成指示信号を受け付け、受け付けたPET画像データ生成指示信号を、システム制御部10に入力する。   Next, the input unit 9 of FIG. 1 includes an input device such as a keyboard, a selection switch, a mouse, and a display panel, and forms an interactive interface when used in combination with the display unit 6. Then, input of object information, scanogram imaging mode, simple PET imaging mode and selection of PET imaging mode, setting of imaging conditions in these imaging modes, scanogram, simple PET image data, generation conditions of PET image data, and display conditions Setting, input of radioisotope information (administered drug information) to be administered to the subject 150, various X-ray CT imaging start instruction signal, PET imaging start instruction signal, and PET image data generation instruction signal An instruction signal is input using the above-described display panel or input device. In the present embodiment, the input unit 9 inputs an instruction signal (PET image data generation instruction signal) for generating PET image data based on the evaluation result of the simplified PET image data. Specifically, in the present embodiment, the input unit 9 inputs a PET image data generation instruction signal based on the evaluation result of the evaluation image data. More specifically, the input unit 9 receives a PET image data generation instruction signal from an operator who has observed the evaluation image data, and inputs the received PET image data generation instruction signal to the system control unit 10.

一方、システム制御部10は、図示しないCPUと記憶回路を備え、入力部9から供給される上述の入力情報、選択情報及び設定情報は、前記記憶回路に保存される。そして、CPUは、前記記憶回路から読み出したこれらの情報に基づいて医用画像診断装置100に備えられた各ユニットを統括的に制御し、スキャノグラム、簡易PET画像データ、評価用画像データ及びPET画像データの生成を実行させる。例えば、PET画像データ生成指示信号を入力部6から通知されたシステム制御部10の制御に従って、PET画像データ生成部43は、PET撮影モードの投影データを再構成処理することで、PET画像データを生成する。   On the other hand, the system control unit 10 includes a CPU and a storage circuit (not shown), and the input information, selection information, and setting information supplied from the input unit 9 are stored in the storage circuit. Then, the CPU comprehensively controls each unit provided in the medical image diagnostic apparatus 100 based on the information read from the storage circuit, and scanogram, simple PET image data, evaluation image data, and PET image data. Execute generation. For example, in accordance with the control of the system control unit 10 notified of the PET image data generation instruction signal from the input unit 6, the PET image data generation unit 43 reconstructs the projection data in the PET imaging mode, thereby converting the PET image data. Generate.

(PET画像データの生成手順)
次に、本実施形態におけるPET画像データの生成手順につき図8のフローチャートに沿って説明する。図8は、本実施形態におけるPET画像データの生成手順を示すフローチャートである。
(PET image data generation procedure)
Next, a procedure for generating PET image data in this embodiment will be described with reference to the flowchart of FIG. FIG. 8 is a flowchart showing a procedure for generating PET image data in the present embodiment.

被検体150に対するX線CT撮影及びPET撮影に先立ち、医用画像診断装置100の操作者は、被検体150に対し11C、13N,15O,18F等の陽電子(ポジトロン)放出核種で標識された放射性同位元素(RI)を投与する(図8のステップS1)。次いで、操作者は、初期設定を行なう(図8のステップS2)。すなわち、操作者は、入力部9において被検体情報の入力、投与薬剤情報(即ち、放射性同位元素の種類、投与量V0、投与時刻t0等)の入力、スキャノグラム撮影モード及びPET撮影モードにおける撮影条件の設定、スキャノグラム、簡易PET画像データ、評価用画像データ及びPET画像データの生成条件及び表示条件の設定等を行なう。そして、これらの入力情報や設定情報は、システム制御部10の記憶回路に保存される。 Prior to X-ray CT imaging and PET imaging of the subject 150, the operator of the medical image diagnostic apparatus 100 labels the subject 150 with positron emission nuclides such as 11 C, 13 N, 15 O, and 18 F. The formed radioisotope (RI) is administered (step S1 in FIG. 8). Next, the operator performs initial setting (step S2 in FIG. 8). That is, the operator inputs the subject information at the input unit 9, the input of the administration drug information (that is, the type of radioisotope, the dose V0, the administration time t0, etc.), the imaging conditions in the scanogram imaging mode and the PET imaging mode. , Scanogram, simplified PET image data, evaluation image data, and PET image data generation conditions and display condition settings. These input information and setting information are stored in the storage circuit of the system control unit 10.

次に、操作者は、被検体150を天板7に載置した後入力部9において架台移動指示信号を入力し、被検体150がX線CT撮影部1の撮影野に配置されるようにX線CT架台部163をガイドレール162に沿って体軸方向へ移動させる。そして、X線CT架台部163の移動が終了したならば、操作者は、スキャノグラムの生成を目的としたX線CT撮影を開始するための指示信号(X線CT撮影開始指示信号)を入力部9において入力する(図8のステップS3)。   Next, the operator places the subject 150 on the top board 7 and then inputs a gantry movement instruction signal at the input unit 9 so that the subject 150 is placed in the imaging field of the X-ray CT imaging unit 1. The X-ray CT gantry 163 is moved along the guide rail 162 in the body axis direction. When the movement of the X-ray CT gantry 163 is completed, the operator inputs an instruction signal (X-ray CT imaging start instruction signal) for starting X-ray CT imaging for the purpose of generating a scanogram. 9 (step S3 in FIG. 8).

この指示信号を受信したシステム制御部10は、スキャノグラム撮影モードの投影データ(第1の投影データ)の生成を実行させる(図8のステップS4)。すなわち、システム制御部10は、X線CT撮影部1に設けられた各ユニットを自己の記憶回路から読み出したスキャノグラム撮影モードの撮影条件に基づいて制御し、X線管111及びX線検出器121が装着された回転架台部13を所定の位置に固定した状態で体軸方向へ順次移動する被検体150に対してX線撮影を行なう。そして、このとき得られたスキャノグラム撮影モードの投影データは、撮影モードの識別情報や撮影位置情報(即ち、X線CT架台部163の位置情報)等を付帯情報として形態画像データ生成部3の投影データ記憶部31に保存される。   The system control unit 10 that has received this instruction signal causes the generation of projection data (first projection data) in the scanogram imaging mode (step S4 in FIG. 8). That is, the system control unit 10 controls each unit provided in the X-ray CT imaging unit 1 based on the imaging conditions in the scanogram imaging mode read from its own storage circuit, and the X-ray tube 111 and the X-ray detector 121. X-ray imaging is performed on the subject 150 that sequentially moves in the direction of the body axis while the rotating gantry 13 to which is attached is fixed at a predetermined position. The projection data of the scanogram imaging mode obtained at this time is the projection of the morphological image data generation unit 3 using the identification information of the imaging mode, the imaging position information (that is, the position information of the X-ray CT gantry unit 163) and the like as supplementary information. It is stored in the data storage unit 31.

一方、形態画像データ生成部3のスキャノグラム生成部32は、スキャノグラムの生成及び保存を行なう(図8のステップS5)。すなわち、スキャノグラム生成部32は、撮影モードの識別情報に基づいて投影データ記憶部31から読み出したスキャノグラム撮影モードの投影データをその付帯情報である撮影位置情報に基づいて合成し、ノイズ低減や輪郭強調を目的としたフィルタリング処理等を必要に応じて行なって体軸方向に広範囲なスキャノグラムを生成する。そして、得られたスキャノグラムは、スキャノグラム記憶部33に保存される。   On the other hand, the scanogram generation unit 32 of the morphological image data generation unit 3 generates and stores a scanogram (step S5 in FIG. 8). That is, the scanogram generation unit 32 synthesizes the scanogram shooting mode projection data read from the projection data storage unit 31 based on the shooting mode identification information based on the shooting position information that is the accompanying information, and reduces noise or enhances the contour. A wide range of scanograms is generated in the body axis direction by performing a filtering process for the purpose as necessary. The obtained scanogram is stored in the scanogram storage unit 33.

上述の手順によってスキャノグラムの生成と保存が終了したならば、操作者は、入力部9において架台移動指示信号を再度入力し、被検体150の検査対象部位がPET撮影部2の撮影野に配置されるようにPET架台部164をガイドレール162に沿って体軸方向へ移動させる。そして、PET架台部164の移動が終了したならば、操作者は、簡易PET画像データ及びPET画像データの生成を目的としたPET撮影を開始するための指示信号(PET撮影開始指示信号)を入力部9において入力する(図8のステップS6)。   When the scanogram generation and storage are completed by the above-described procedure, the operator inputs the gantry movement instruction signal again in the input unit 9, and the examination target region of the subject 150 is placed in the imaging field of the PET imaging unit 2. In this manner, the PET gantry 164 is moved in the body axis direction along the guide rail 162. When the movement of the PET gantry unit 164 is completed, the operator inputs a simple PET image data and an instruction signal (PET imaging start instruction signal) for starting PET imaging for the purpose of generating PET image data. Input is performed in the unit 9 (step S6 in FIG. 8).

この指示信号を受信したシステム制御部10は、PET撮影部2に設けられた各ユニットを自己の記憶回路から読み出したPET撮影モードの撮影条件に基づいて制御し被検体150に対するPET撮影を開始する。そして、PET撮影部2のデータ処理ユニット221に備えられた投影データ生成部223は、検出方向計測部222から供給された検出信号のカウント値をγ線の検出位置及び検出方向に対応させて保存すると共に、所定時間内に同一の検出位置及び検出方向にて検出された検出信号のカウント値を順次累積加算することによりPET撮影モードの投影データ(第2の投影データ)を生成し、得られた投影データ(第2の投影データ)を機能画像データ生成部4の投影データ記憶部42に保存する。(図8のステップS7)。   Upon receiving this instruction signal, the system control unit 10 controls each unit provided in the PET imaging unit 2 based on the imaging conditions in the PET imaging mode read from its own storage circuit, and starts PET imaging for the subject 150. . Then, the projection data generation unit 223 provided in the data processing unit 221 of the PET imaging unit 2 stores the count value of the detection signal supplied from the detection direction measurement unit 222 in correspondence with the detection position and detection direction of the γ-ray. In addition, the PET imaging mode projection data (second projection data) is generated by sequentially accumulating count values of detection signals detected at the same detection position and detection direction within a predetermined time. The projection data (second projection data) is stored in the projection data storage unit 42 of the functional image data generation unit 4. (Step S7 in FIG. 8).

一方、機能画像データ生成部4の簡易PET画像データ生成部41は、上述の検出方向計測部222によって計測されたγ線の検出方向がスキャノグラム撮影モードにおけるX線照射方向の中心方向と同一の場合、このγ線の検出位置に対応するデータシートのアドレスにその輝度が時間経過と共に減弱する計測点を順次配置することにより上述のX線照射方向と直交する投影面にγ線発生源の分布状態が投影された簡易PET画像データを生成する(図8のステップS8)。   On the other hand, the simplified PET image data generation unit 41 of the functional image data generation unit 4 has the same γ-ray detection direction measured by the detection direction measurement unit 222 as the center direction of the X-ray irradiation direction in the scanogram imaging mode. The distribution state of the γ-ray generation source on the projection plane orthogonal to the above-mentioned X-ray irradiation direction by sequentially arranging measurement points whose luminance decreases with time at the address of the data sheet corresponding to the detection position of the γ-ray Is generated (step S8 in FIG. 8).

次いで、画像データ合成部5は、形態画像データ生成部3のスキャノグラム記憶部33に保存されている体軸方向に広範囲なスキャノグラムと機能画像データ生成部4の簡易PET画像データ生成部41において略リアルタイムで生成される簡易PET画像データとを合成して評価用画像データを生成し、表示部6のモニタに表示する(図8のステップS9)。   Next, the image data synthesizing unit 5 performs substantially real-time in a wide range scanogram in the body axis direction stored in the scanogram storage unit 33 of the morphological image data generation unit 3 and the simplified PET image data generation unit 41 of the functional image data generation unit 4. The image data for evaluation is generated by synthesizing with the simple PET image data generated in the above, and is displayed on the monitor of the display unit 6 (step S9 in FIG. 8).

一方、表示部6に表示されている評価用画像データを観察した医用画像診断装置100の操作者は、この評価用画像データに基づき、既に収集されたPET撮影モードの投影データ(第2の投影データ)における画質劣化要因の有無を判定する(図8のステップS10)。そして、画質劣化要因が存在していないと判定した場合(図8のステップS10のNo)、入力部9においてPET画像データ生成指示信号を入力し、システム制御部10を介してこの指示信号を受信した機能画像データ生成部4のPET画像データ生成部43は、投影データ記憶部42から読み出したPET撮影モードの投影データを再構成処理することによって診断用のPET画像データを生成し、得られたPET画像データは、表示部6のモニタに表示される(図8のステップS11)。ここで、ステップS11において、表示部6は、PET画像データを表示しても良いし、評価用画像データとPET画像データとを表示しても良い。   On the other hand, the operator of the medical image diagnostic apparatus 100 observing the evaluation image data displayed on the display unit 6, based on the evaluation image data, already collects projection data (second projection) in the PET imaging mode. The presence / absence of an image quality deterioration factor in the data) is determined (step S10 in FIG. 8). If it is determined that there is no image quality deterioration factor (No in step S10 in FIG. 8), a PET image data generation instruction signal is input through the input unit 9, and this instruction signal is received via the system control unit 10. The PET image data generation unit 43 of the functional image data generation unit 4 generates diagnostic PET image data by reconstructing the projection data in the PET imaging mode read from the projection data storage unit 42, and obtained. The PET image data is displayed on the monitor of the display unit 6 (step S11 in FIG. 8). Here, in step S11, the display unit 6 may display PET image data, or may display evaluation image data and PET image data.

又、上述のステップ9にて生成された評価用画像データの観測により許容出来ない画質劣化要因がPET撮影モードの投影データに存在していると判定した場合(図8のステップS10のYes)、操作者は、この投影データを再度収集するための指示信号を入力部9において入力する。そして、この指示信号を受信したシステム制御部10は、PET撮影部2が有する各ユニットを制御して上述のステップS7乃至ステップS9を繰り返すことにより新たな投影データの生成と評価用画像データの生成及び表示を実行させる。   If it is determined that there is an unacceptable image quality degradation factor in the projection data in the PET imaging mode by observing the evaluation image data generated in step 9 (Yes in step S10 in FIG. 8). The operator inputs an instruction signal for collecting the projection data again at the input unit 9. Upon receiving this instruction signal, the system control unit 10 controls each unit of the PET imaging unit 2 and repeats steps S7 to S9 described above, thereby generating new projection data and generating evaluation image data. And display.

尚、上述の手順では、被検体150に対する放射性同位元素の投与をX線CT撮影開始前に行なったが、X線CT撮影が終了した時点で行なっても構わない。また、ステップアンドシュート(step and shoot)方式により被検体150の全身PET撮影を行なう場合、本実施形態では、ステップS11の後、ステップS11で生成されたPET画像データの検査対象部位と一部重複する検査対象部位がPET撮影部2の撮影野に配置されるようにPET架台部164が移動され、その後、ステップS7以降の処理が行なわれる。   In the above-described procedure, the radioisotope is administered to the subject 150 before the start of X-ray CT imaging, but may be performed when the X-ray CT imaging is completed. Further, when whole body PET imaging of the subject 150 is performed by the step and shoot method, in this embodiment, after step S11, the PET image data generated in step S11 partially overlaps with the examination target region. The PET gantry 164 is moved so that the site to be inspected is arranged in the imaging field of the PET imaging unit 2, and thereafter, the processing after step S <b> 7 is performed.

(変形例)
次に、本実施形態の変形例につき図9を用いて説明する。図9は、本実施形態の変形例における医用画像診断装置の全体構成を示すブロック図である。
(Modification)
Next, a modification of the present embodiment will be described with reference to FIG. FIG. 9 is a block diagram illustrating an overall configuration of a medical image diagnostic apparatus according to a modification of the present embodiment.

上述の実施形態では、形態画像データとしてのスキャノグラムと機能画像データとしてのPET画像データを生成することが可能な医用画像診断装置について述べたが、本変形例では、上述のPET画像データのみを生成する医用画像診断装置について述べる。   In the above-described embodiment, the medical image diagnostic apparatus capable of generating the scanogram as the morphological image data and the PET image data as the functional image data has been described. In this modification, only the above-described PET image data is generated. A medical image diagnostic apparatus that performs the above will be described.

即ち、本変形例の医用画像診断装置では、先ず、他の医用画像診断装置によって生成された被検体150の形態画像データを形態画像データ記憶部に保存する。次いで、本変形例の医用画像診断装置は、放射性同位元素が投与された被検体150の体内から放射されるγ線の検出方向及び検出位置に基づいてPET撮影モードの投影データを生成すると共に、前記γ線の検出結果の中から抽出した前記形態画像データの撮影方向あるいは撮影断面に垂直な方向と略等しい方向から検出されたγ線の検出位置に基づいて簡易PET画像データを生成する。そして、本変形例の医用画像診断装置は、得られた簡易PET画像データを形態画像データ記憶部から読み出した上述の形態画像データに重畳して評価用画像データを生成する。そして、本変形例の医用画像診断装置は、表示部においてγ線の検出位置がリアルタイム表示される評価用画像データの観察によりPET撮影モードの投影データに許容できない画質劣化要因が含まれていないことが確認されたならば、この投影データを再構成処理して診断用のPET画像データを生成する。   That is, in the medical image diagnostic apparatus according to this modification, first, the morphological image data of the subject 150 generated by another medical image diagnostic apparatus is stored in the morphological image data storage unit. Next, the medical image diagnostic apparatus of this modification generates projection data in the PET imaging mode based on the detection direction and detection position of γ rays emitted from the body of the subject 150 to which the radioisotope is administered, Simple PET image data is generated based on the detection position of the γ-ray detected from the imaging direction of the morphological image data extracted from the detection result of the γ-ray or the direction substantially equal to the direction perpendicular to the imaging section. Then, the medical image diagnostic apparatus according to the present modification generates evaluation image data by superimposing the obtained simple PET image data on the above-described morphological image data read from the morphological image data storage unit. The medical image diagnostic apparatus according to this modification does not include an unacceptable image quality deterioration factor in the projection data in the PET imaging mode by observing the evaluation image data in which the detection position of the γ-ray is displayed in real time on the display unit. Is confirmed, the projection data is reconstructed to generate diagnostic PET image data.

尚、本変形例における医用画像診断装置の全体構成を示す図9のブロック図において、図1に示した医用画像診断装置100のユニットと同一の構成及び機能を有するユニットは同一の符号を付加し詳細な説明は省略する。   In the block diagram of FIG. 9 showing the overall configuration of the medical image diagnostic apparatus according to this modification, units having the same configuration and function as the unit of the medical image diagnostic apparatus 100 shown in FIG. Detailed description is omitted.

即ち、図9に示す本変形例の医用画像診断装置200は、PET撮影部2と、形態画像データ記憶部50と、機能画像データ生成部4と、画像データ合成部5aと、表示部6とを備えている。PET撮影部2は、放射性同位元素が投与された被検体150の体内から放射される1対のγ線をその周囲に配列された検出器モジュール21により検出し、その検出方向及び検出位置に基づいてPET撮影モードの投影データを生成する。形態画像データ記憶部50には、別途設置された他の医用画像処理装置等によって収集された形態画像データを予め保管されている。機能画像データ生成部4は、この形態画像データの撮影方向あるいは撮影断面に垂直な方向と略等しい方向から検出されたγ線の検出位置に基づいて簡易PET画像データを生成し、更に、PET撮影部2において生成されたPET撮影モードの投影データに基づいて機能画像データとしてのPET画像データを生成する。画像データ合成部5aは、形態画像データに簡易PET画像データを重畳することによりPET撮影モードの投影データにおける画質劣化要因の評価を目的とした評価用画像データを生成する。表示部6は、画像データ合成部5aにおいて生成された評価用画像データや機能画像データ生成部4において生成されたPET画像データを表示する。   That is, the medical image diagnostic apparatus 200 of this modification shown in FIG. 9 includes a PET imaging unit 2, a morphological image data storage unit 50, a functional image data generation unit 4, an image data synthesis unit 5a, and a display unit 6. It has. The PET imaging unit 2 detects a pair of γ-rays emitted from the body of the subject 150 to which the radioisotope is administered by the detector module 21 arranged around the subject, and based on the detection direction and the detection position. Projection data in the PET imaging mode is generated. In the morphological image data storage unit 50, morphological image data collected by another medical image processing apparatus or the like installed separately is stored in advance. The functional image data generation unit 4 generates simple PET image data based on the detection position of the γ-ray detected from a direction substantially equal to the imaging direction of the morphological image data or the direction perpendicular to the imaging cross section, and further PET imaging PET image data as functional image data is generated based on the projection data in the PET imaging mode generated in the unit 2. The image data synthesis unit 5a generates evaluation image data for the purpose of evaluating the image quality deterioration factor in the projection data in the PET imaging mode by superimposing the simple PET image data on the morphological image data. The display unit 6 displays the evaluation image data generated by the image data synthesis unit 5 a and the PET image data generated by the functional image data generation unit 4.

更に、医用画像診断装置200は、被検体150を載置する天板7と、PET撮影部2を有する図示しないPET架台部を体軸方向(図9のz方向)へ移動させることにより被検体150の検査対象部位をPET撮影部2の撮影野へ配置する移動機構部8aとを備えている。更に、医用画像診断装置200は、被検体情報の入力、簡易PET撮影モード及びPET撮影モードの選択、これらの撮影モードにおける撮影条件の設定、簡易PET画像データ、評価用画像データ及びPET画像データの生成条件及び表示条件の設定、各種コマンド信号の入力等を行なう入力部9aと、医用画像診断装置200が有する上述の各ユニットを統括的に制御するシステム制御部10aを備えている。   Furthermore, the medical image diagnostic apparatus 200 moves the subject 7 by moving the top plate 7 on which the subject 150 is placed and the PET gantry (not shown) having the PET imaging unit 2 in the body axis direction (z direction in FIG. 9). The moving mechanism unit 8a arranges 150 inspection target parts in the imaging field of the PET imaging unit 2. Further, the medical image diagnostic apparatus 200 inputs subject information, selects a simple PET imaging mode and a PET imaging mode, sets imaging conditions in these imaging modes, simple PET image data, evaluation image data, and PET image data. An input unit 9a for setting generation conditions and display conditions, inputting various command signals, and the like, and a system control unit 10a for comprehensively controlling each unit of the medical image diagnostic apparatus 200 are provided.

そして、形態画像データ記憶部50には、例えば、X線CT装置やMRI装置によって生成されたスキャノグラムや被検体150のコロナル断面におけるMPR(Multi Planar Reconstruction)画像データ、更には、X線診断装置によって生成された透視画像データ等が撮影位置情報を付帯情報として予め保管されている。   The morphological image data storage unit 50 includes, for example, a scanogram generated by an X-ray CT apparatus or an MRI apparatus, MPR (Multi Planar Reconstruction) image data in a coronal section of the subject 150, and further by an X-ray diagnostic apparatus. The generated fluoroscopic image data and the like are stored in advance with the shooting position information as supplementary information.

一方、画像データ合成部5aは、図示しない加算合成処理部を有し、形態画像データ記憶部50に保存されている体軸方向に広範囲な形態画像データと、機能画像データ生成部4の簡易PET画像データ生成部41において略リアルタイムで生成される簡易PET画像データとを合成して、PET撮影モードの投影データが有する画質劣化要因の評価を目的とした評価用画像データを生成する機能を有している。この場合、形態画像データと簡易PET画像データの合成は、各々の画像データに付加されている撮影位置情報に基づいて行なわれる。   On the other hand, the image data synthesizing unit 5a has an addition synthesis processing unit (not shown), and includes a wide range of morphological image data in the body axis direction stored in the morphological image data storage unit 50, and a simplified PET of the functional image data generating unit 4. The image data generation unit 41 has a function of generating evaluation image data for the purpose of evaluating the image quality deterioration factor of the projection data in the PET imaging mode by combining the simple PET image data generated in substantially real time. ing. In this case, the combination of the morphological image data and the simple PET image data is performed based on the photographing position information added to each image data.

次に、移動機構部8aは、図示しない架台移動部と移動機構制御部を備える。架台移動部は、移動機構制御部から供給された架台移動制御信号に従い、PET撮影部2を有するPET架台部を床面に設けられたガイドレールに沿って被検体150の体軸方向へ移動させる。一方、移動機構制御部は、入力部9aからシステム制御部10aを介して供給されるPET撮影モードの撮影条件に基づいて生成した架台移動制御信号を上述の架台移動部へ供給する。   Next, the moving mechanism unit 8a includes a gantry moving unit and a moving mechanism control unit (not shown). The gantry moving unit moves the PET gantry unit having the PET imaging unit 2 in the body axis direction of the subject 150 along the guide rail provided on the floor according to the gantry movement control signal supplied from the moving mechanism control unit. . On the other hand, the movement mechanism control unit supplies the gantry movement control signal generated based on the imaging condition of the PET imaging mode supplied from the input unit 9a via the system control unit 10a to the gantry moving unit.

入力部9aは、キーボード、選択スイッチ、マウス等の入力デバイスや表示パネルを備え、表示部6と組み合わせて用いることによりインタラクティブなインターフェースを形成している。そして、被検体情報の入力、簡易PET撮影モード及びPET撮影モードの選択、これらの撮影モードにおける撮影条件の設定、簡易PET画像データ及びPET画像データの生成条件及び表示条件の設定、被検体150に投与される放射性同位元素の情報(投与薬剤情報)の入力、更には、PET撮影開始指示信号及びPET画像データ生成指示信号をはじめとする各種指示信号の入力等が上述の表示パネルや入力デバイスを用いて行なわれる。   The input unit 9 a includes an input device such as a keyboard, a selection switch, and a mouse, and a display panel, and forms an interactive interface when used in combination with the display unit 6. Then, input of subject information, selection of simple PET imaging mode and PET imaging mode, setting of imaging conditions in these imaging modes, setting of generation conditions and display conditions of simple PET image data and PET image data, Input of radioisotope information (administered drug information) to be administered, and input of various instruction signals including a PET imaging start instruction signal and a PET image data generation instruction signal, etc. Done with.

一方、システム制御部10aは、図示しないCPUと記憶回路を備え、入力部9aから供給される上述の入力情報、選択情報及び設定情報は記憶回路に保存される。そして、CPUは、前記記憶回路から読み出したこれらの情報に基づいて医用画像診断装置200に備えられた各ユニットを統括的に制御し、簡易PET画像データ、評価用画像データ及びPET画像データの生成を実行させる。   On the other hand, the system control unit 10a includes a CPU and a storage circuit (not shown), and the input information, selection information, and setting information supplied from the input unit 9a are stored in the storage circuit. Then, the CPU comprehensively controls each unit provided in the medical image diagnostic apparatus 200 based on the information read from the storage circuit, and generates simple PET image data, evaluation image data, and PET image data. Is executed.

尚、本変形例におけるPET画像データの生成手順は、図8に示したステップS6乃至ステップS10の手順と同様であるため説明は省略する。   Note that the PET image data generation procedure in this modification is the same as the procedure in steps S6 to S10 shown in FIG.

次に、上述の実施形態及びその変形例の評価用画像データによって判定される画質劣化要因の具体例につき図10A及び図10Bを用いて説明する。図10A及び図10Bは、実施形態及びその変形例の評価用画像データによって判定される画質劣化要因の具体例を説明するための図である。   Next, a specific example of the image quality deterioration factor determined by the evaluation image data of the above-described embodiment and its modification will be described with reference to FIGS. 10A and 10B. FIG. 10A and FIG. 10B are diagrams for explaining specific examples of image quality deterioration factors determined by the image data for evaluation according to the embodiment and its modifications.

図10Aは、PET撮影モードの投影データに被検体150の体動に起因する顕著な画質劣化要因が発生した場合の評価用画像データを示したものであり、この場合、簡易PET画像データに示された複数からなる計測点の一部は、スキャノグラム等の形態画像データに示された検査対象臓器の外部に表示される。従って、操作者は、簡易PET画像データの検査対象臓器近傍に示された計測点の位置や数に基づいて投影データを再収集するか否かを判断することができる。   FIG. 10A shows evaluation image data when a significant image quality deterioration factor due to body movement of the subject 150 occurs in the projection data in the PET imaging mode. In this case, the simple PET image data shows this. A part of the plurality of measurement points is displayed outside the inspection target organ indicated in the morphological image data such as a scanogram. Accordingly, the operator can determine whether or not to re-collect projection data based on the position and number of measurement points indicated in the vicinity of the organ to be examined in the simple PET image data.

一方、図10Bは、被検体150に対する放射性同位元素の投与時に、薬剤注入部の薬剤漏れに起因した画質劣化要因がPET撮影モードの投影データに発生した場合の評価用画像データを示したものであり、この場合、γ線の発生源を示す多くの計測点が形態画像データに示された被検体上肢の薬剤注入部近傍に表示される。このような薬剤漏れ等に起因する多くのγ腺が検査対象臓器以外の部位において検出された場合、これらが画質劣化要因となり良好なPET画像データを得ることが困難となる。このような場合、操作者は、評価用画像データの検査対象臓器以外の部位に示される計測点の位置、数及び発生頻度等に基づいて投影データを再収集するか否かを判断することが可能となる。   On the other hand, FIG. 10B shows image data for evaluation in the case where the image quality deterioration factor due to the drug leakage at the drug injection portion occurs in the projection data in the PET imaging mode when the radioisotope is administered to the subject 150. Yes, in this case, many measurement points indicating the generation source of γ rays are displayed in the vicinity of the drug injection portion of the subject's upper limb indicated in the morphological image data. When many γ glands resulting from such drug leaks are detected at sites other than the organ to be examined, these become factors of image quality deterioration, making it difficult to obtain good PET image data. In such a case, the operator can determine whether or not to re-collect the projection data based on the position, number, occurrence frequency, and the like of the measurement points indicated in the part other than the examination target organ in the evaluation image data. It becomes possible.

以上述べた本実施形態及びその変形例によれば、放射性同位元素が投与された被検体から放射されるγ線の検出情報に基づいて投影データを生成し、この投影データを再構成処理してPET画像データを生成する際、所定方向から検出されるγ線に基づいて生成した簡易PET画像データにより、前記投影データにおける画質劣化要因の有無や程度を短時間で判定することができる。   According to the present embodiment and the modification thereof described above, the projection data is generated based on the detection information of the γ rays emitted from the subject to which the radioisotope is administered, and the projection data is reconstructed. When generating PET image data, it is possible to determine in a short time whether or not there is an image quality deterioration factor in the projection data by using simple PET image data generated based on γ rays detected from a predetermined direction.

特に、前記被検体から収集したスキャノグラム等の形態画像データと前記簡易PET画像データとを合成して表示することにより、投影データの収集時に発生した被検体の体動による影響や放射性同位元素の投与時における薬剤漏れの影響等を正確かつ容易に把握することができる。   In particular, by combining and displaying morphological image data such as a scanogram collected from the subject and the simplified PET image data, the influence of the body motion of the subject that occurred during the collection of projection data and the administration of radioisotopes It is possible to accurately and easily grasp the effects of drug leakage at the time.

又、簡易PET画像データでは、その輝度が検出時刻において最大値を有し時間経過と共に減弱する計測点がリアルタイム表示されるため、上述の体動や薬剤漏れ等に起因した画質劣化要因の時間的変化をリアルタイムで捉えることが可能となる。   Further, in the simple PET image data, since the measurement point whose luminance has the maximum value at the detection time and decreases with time is displayed in real time, the temporal deterioration of the image quality caused by the above-described body movement, drug leakage, etc. Changes can be captured in real time.

即ち、本実施形態及びその変形例によれば、PET撮影モードの投影データに基づいてPET画像データを生成する際、所定方向から検出されたγ線の検出位置情報に基づいて生成される簡易PET画像データをリアルタイムで観察することにより前記投影データにおける各種画質劣化要因の有無や程度を判定することが可能となる。そして、本実施形態及びその変形例によれば、許容出来ない画質劣化要因が前記投影データに存在する場合には、当該被検体に対する投影データの再収集をPET画像データの生成を待たずに行なうことができる。   That is, according to the present embodiment and its modification, when generating PET image data based on the projection data in the PET imaging mode, simplified PET generated based on the detected position information of γ rays detected from a predetermined direction. By observing the image data in real time, it is possible to determine the presence and extent of various image quality deterioration factors in the projection data. According to the present embodiment and its modification, when there is an unacceptable image quality degradation factor in the projection data, recollection of the projection data for the subject is performed without waiting for the generation of the PET image data. be able to.

このため、常に良好なPET画像データの生成が可能となり診断精度が向上する。又、画質劣化要因が発生した場合には投影データの再収集が即時実施されるため、放射性同位元素の再投与や再来院等が不要となり検査効率が大幅に改善されるのみならず被検体の負担を軽減することができる。   For this reason, it is always possible to generate good PET image data, and diagnostic accuracy is improved. In addition, when image quality degradation factors occur, re-collection of projection data is immediately implemented, so that re-administration of radioisotopes and re-visiting are unnecessary, which not only greatly improves examination efficiency, but The burden can be reduced.

以上、本開示の実施形態及びその変形例について述べてきたが、本開示は、上述の実施形態及びその変形例に限定されるものではなく、更に変形して実施することが可能である。例えば、上述の実施形態では、スキャノグラム撮影モードの投影データに基づいた形態画像データとしてのスキャノグラムの生成とPET撮影モードの投影データに基づいた機能画像データとしてのPET画像データの生成を可能とする医用画像診断装置について述べた。しかし、上述の実施形態は、X線管111及びX線検出器121を被検体150の周囲で高速回転して得られるX線CT撮影モードの投影データに基づいて生成される3次元の画像データあるいは所定断面(例えば、コロナル断面)における2次元の画像データを形態画像データとしてもよい。この場合の2次元の画像データは、X線CT撮影モードの投影データを再構成処理して得られる3次元データ(ボリュームデータ)に基づくMPR(Multi Planar Reconstruction)画像データあるいはMIP(Maximum Intensity Projection)画像データであっても構わない。   As mentioned above, although embodiment of this indication and its modification were described, this indication is not limited to the above-mentioned embodiment and its modification, and it can change and implement it further. For example, in the above-described embodiment, medical data that enables generation of scanogram as morphological image data based on projection data in scanogram imaging mode and generation of PET image data as functional image data based on projection data in PET imaging mode The diagnostic imaging device was described. However, in the above-described embodiment, three-dimensional image data generated based on the projection data in the X-ray CT imaging mode obtained by rotating the X-ray tube 111 and the X-ray detector 121 around the subject 150 at high speed. Alternatively, two-dimensional image data in a predetermined section (for example, a coronal section) may be used as the morphological image data. The two-dimensional image data in this case is MPR (Multi Planar Reconstruction) image data or MIP (Maximum Intensity Projection) based on three-dimensional data (volume data) obtained by reconstructing projection data in the X-ray CT imaging mode. It may be image data.

又、上述の実施形態では、X線CT架台部163及びPET架台部164をガイドレール162に沿って体軸方向へ移動させることにより被検体150の検査対象部位をX線CT撮影部1及びPET撮影部2の撮影野に配置する場合について述べた。しかし、上述の実施形態は、被検体150が載置された天板7を体軸方向へ移動させることにより上述の撮影野に対する検査対象部位の配置を行なってもよい。   Further, in the above-described embodiment, the X-ray CT imaging unit 1 and PET are used to move the X-ray CT imaging unit 1 and PET by moving the X-ray CT frame unit 163 and the PET frame unit 164 along the guide rail 162 in the body axis direction. The case where it is arranged in the photographing field of the photographing unit 2 has been described. However, in the above-described embodiment, the inspection target region may be arranged with respect to the above-described imaging field by moving the top plate 7 on which the subject 150 is placed in the body axis direction.

更に、上述の実施形態及びその変形例では、スキャノグラム等の形態画像データと簡易PET画像データとを合成して生成した評価用画像データを用いてPET撮影モードの投影データにおける画質劣化要因を評価する場合について述べたが、簡易PET画像データを用いて上述の画質劣化要因を評価しても構わない。例えば、薬剤漏れが発生している場合の簡易PET画像データには、図10Bに例示するように、検査対象臓器と推定される部位から離れた部位において多数の計測点が描出される。従って、画質劣化要因として薬剤漏れの有無を判定する場合ならば、上述の実施形態及びその変形例は、簡易PET画像データを評価用画像データとして表示しても良い。かかる場合、PET画像データは、簡易PET画像データの評価結果に基づいて生成される。   Further, in the above-described embodiment and its modification, the image quality deterioration factor in the projection data in the PET imaging mode is evaluated using the evaluation image data generated by combining the morphological image data such as the scanogram and the simple PET image data. Although the case has been described, the above-described image quality deterioration factor may be evaluated using simple PET image data. For example, as illustrated in FIG. 10B, in the simplified PET image data in the case where a drug leakage has occurred, a large number of measurement points are depicted at a site away from the site estimated as the examination target organ. Therefore, in the case where it is determined whether or not there is a drug leak as an image quality deterioration factor, the above-described embodiment and its modification may display simple PET image data as evaluation image data. In such a case, the PET image data is generated based on the evaluation result of the simple PET image data.

更に、上述の実施形態及びその変形例では、γ線の発生源の位置を所定投影面に対して所定方向に投影した情報として、LORの方向が所定方向となる検出位置情報を用いて簡易PET画像データを生成する場合について述べた。しかし、簡易PET画像データは、以下に説明する変形例により生成される場合であっても良い。図11及び図12は、簡易PET画像データ生成処理の変形例を説明するための図である。   Furthermore, in the above-described embodiment and its modification, simplified PET is performed using detection position information in which the LOR direction is the predetermined direction as information obtained by projecting the position of the γ-ray generation source in a predetermined direction with respect to the predetermined projection plane. The case of generating image data has been described. However, the simplified PET image data may be generated by a modification described below. 11 and 12 are diagrams for explaining a modification of the simplified PET image data generation process.

上述したように、PET装置は、検出時刻の差が所定の時間幅となる2つの検出位置を1対のγ線を略同時に検出した位置として、PET画像データを再構成するための投影データを生成している。一方、近年、検出時刻間の時間差を利用して、LOR上におけるγ線の発生源の位置を推定するTOF(Time Of Flight)−PET装置が実用化されている。すなわち、TOF−PET装置は、図11に示すように、LORの各位置においてγ線発生源が存在する確率分布D1を、検出時間差を用いて推定することができる。そこで、医用画像診断装置100または医用画像診断装置200がTOF−PET装置である場合、簡易PET画像データ生成部41は、γ線の検出位置情報及び検出時刻情報に基づいて推定される当該γ線の発生源の位置を用いて簡易PET画像データを生成する。   As described above, the PET apparatus sets projection data for reconstructing PET image data, with two detection positions having a detection time difference having a predetermined time width as positions where a pair of γ rays are detected substantially simultaneously. Is generated. On the other hand, in recent years, a TOF (Time Of Flight) -PET apparatus that estimates the position of the generation source of γ rays on the LOR using a time difference between detection times has been put into practical use. That is, as shown in FIG. 11, the TOF-PET apparatus can estimate the probability distribution D1 in which the γ-ray generation source exists at each position of the LOR using the detection time difference. Therefore, when the medical image diagnostic apparatus 100 or the medical image diagnostic apparatus 200 is a TOF-PET apparatus, the simplified PET image data generation unit 41 estimates the γ-ray estimated based on the detected position information and detection time information of γ-ray. Simple PET image data is generated using the position of the generation source.

例えば、簡易PET画像データ生成部41は、図11に示すように、LORにおける確率分布D1を、撮影断面であるzx平面に対してy方向に投影した確率分布D2を求める。そして、例えば、簡易PET画像データ生成部41は、確率分布D2のピークとなる位置を、上述した計測点とすることで簡易PET画像データを生成する。   For example, as illustrated in FIG. 11, the simplified PET image data generation unit 41 obtains a probability distribution D2 obtained by projecting the probability distribution D1 in the LOR in the y direction with respect to the zx plane that is the imaging section. Then, for example, the simple PET image data generation unit 41 generates simple PET image data by setting the position at the peak of the probability distribution D2 as the measurement point described above.

TOF機能を用いた変形例では、LORの方向が如何なる方向であっても簡易PET画像データに用いることができる。例えば、TOF機能を用いた変形例では、所定時間内に順次特定されるLOR全てを用いて、簡易PET画像データを生成することができる。その結果、TOF機能を用いた変形例では、画質劣化要因の有無や程度を正確に評価することができる。ただし、この変形例では、検出時間差を用いてγ線の発生源の位置を推定する処理を行なうために、所定方向のLORを用いる方法と比較して、簡易PET画像データの生成及び表示におけるリアルタイム性が若干低下する。   In the modification using the TOF function, any direction of the LOR can be used for simple PET image data. For example, in a modification using the TOF function, simple PET image data can be generated using all LORs that are sequentially specified within a predetermined time. As a result, in the modified example using the TOF function, it is possible to accurately evaluate the presence or absence and the degree of the image quality deterioration factor. However, in this modified example, in order to perform the process of estimating the position of the γ-ray generation source using the detection time difference, compared to the method using LOR in a predetermined direction, real time in the generation and display of simple PET image data The characteristics are slightly reduced.

そこで、TOF機能を用いる場合、簡易PET画像データ生成部41は、簡易PET画像データの生成に用いるLORを限定しても良い。例えば、簡易PET画像データ生成部41は、所定方向がy方向である場合、簡易PET画像データの生成に用いるLORをxy平面に含まれるLORに限定しても良い。また、例えば、簡易PET画像データ生成部41は、簡易PET画像データの生成に用いるLORを、xy平面に含まれるLORであり、かつ、方向がxy平面上において所定範囲の方向となるLORに限定しても良い。また、例えば、簡易PET画像データ生成部41は、図12に示すように、簡易PET画像データの生成に用いるLORを、方向がx方向と略等しいLORに限定しても良い。また、簡易PET画像データ生成部41は、TOF機能を用いる方法と、上述した所定方向に略等しい方向のLORを用いる方法とを併用して、簡易PET画像データを生成しても良い。   Therefore, when the TOF function is used, the simplified PET image data generation unit 41 may limit the LOR used for generating the simplified PET image data. For example, when the predetermined direction is the y direction, the simple PET image data generation unit 41 may limit the LOR used for generating the simple PET image data to the LOR included in the xy plane. Further, for example, the simplified PET image data generation unit 41 limits the LOR used for generating the simplified PET image data to an LOR that is included in the xy plane and whose direction is a predetermined range on the xy plane. You may do it. For example, as illustrated in FIG. 12, the simple PET image data generation unit 41 may limit the LOR used for generating the simple PET image data to an LOR whose direction is substantially equal to the x direction. The simple PET image data generation unit 41 may generate simple PET image data by using both the method using the TOF function and the method using the LOR in the direction substantially equal to the predetermined direction described above.

尚、本開示の実施形態に係る医用画像診断装置100及びその変形例に係る医用画像診断装置200の一部は、コンピュータをハードウェアとして用いることでも実現することができる。例えば、上述の医用画像診断装置100(200)が備えるシステム制御部10(10a)等は、コンピュータに搭載されたCPU等のプロセッサに所定の制御プログラムを実行させることにより各種機能を実現することができる。この場合、システム制御部10(10a)等は、上述の制御プログラムをコンピュータに予めインストールしてもよく、又、コンピュータによる読み取りが可能な記憶媒体への保存あるいはネットワークを介して配布された制御プログラムのコンピュータへのインストールであっても構わない。   Note that a part of the medical image diagnostic apparatus 100 according to the embodiment of the present disclosure and the medical image diagnostic apparatus 200 according to the modified example can also be realized by using a computer as hardware. For example, the system control unit 10 (10a) and the like included in the medical image diagnostic apparatus 100 (200) described above can realize various functions by causing a processor such as a CPU mounted on a computer to execute a predetermined control program. it can. In this case, the system control unit 10 (10a) or the like may install the above-described control program in a computer in advance, or may be stored in a storage medium readable by the computer or distributed via a network. It may be installed on other computers.

以上、説明したとおり、実施形態及び変形例によれば、PET撮影によって収集された投影データにおける画質劣化要因の有無や程度を短時間で判定することが可能となる。   As described above, according to the embodiment and the modification, it is possible to determine in a short time whether or not there is an image quality deterioration factor in the projection data collected by PET imaging.

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…X線CT撮影部
11…X線発生部
12…投影データ生成部
2…PET撮影部
21…検出器モジュール
22…検出データ処理部
3…形態画像データ生成部
31…投影データ記憶部
32…スキャノグラム生成部
33…スキャノグラム記憶部
4…機能画像データ生成部
41…簡易PET画像データ生成部
42…投影データ記憶部
43…PET画像データ生成部
5、5a…画像データ合成部
6…表示部
7…天板
8、8a…移動機構部
9、9a…入力部
10、10a…システム制御部
50…形態画像データ記憶部
100、200…医用画像診断装置
DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... X-ray CT imaging | photography part 11 ... X-ray generation part 12 ... Projection data generation part 2 ... PET imaging part 21 ... Detector module 22 ... Detection data processing part 3 ... Form image data generation part 31 ... Projection data storage part 32 ... Scanogram generation unit 33 ... Scanogram storage unit 4 ... Functional image data generation unit 41 ... Simple PET image data generation unit 42 ... Projection data storage unit 43 ... PET image data generation unit 5, 5a ... Image data synthesis unit 6 ... Display unit 7 ... Top plate 8, 8a ... Moving mechanism unit 9, 9a ... Input unit 10, 10a ... System control unit 50 ... Morphological image data storage unit 100, 200 ... Medical image diagnostic apparatus

Claims (1)

放射性同位元素を投与した被検体から放射されるγ線を同時計測するリング状の検出器と、
前記同時計測されたデータのうちの、操作者によって指定された方向に対応する一部の情報に基づいて、再構成処理を行うことなく、簡易画像データをリアルタイムで生成する簡易画像データ生成部と、
生成された前記簡易画像データをリアルタイムで表示する表示部と、
を備える、核医学診断装置。
A ring-shaped detector that simultaneously measures gamma rays emitted from a subject administered with a radioisotope,
A simple image data generation unit that generates simple image data in real time without performing a reconstruction process based on a part of information corresponding to a direction designated by an operator of the simultaneously measured data; ,
A display unit for displaying the generated simple image data in real time;
A nuclear medicine diagnostic apparatus.
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