JP4592346B2

JP4592346B2 - 医療診断システム

Info

Publication number: JP4592346B2
Application number: JP2004206898A
Authority: JP
Inventors: 道雄千田; 誠一山本; 恵介押切
Original assignee: Aloka Co Ltd
Current assignee: Hitachi Ltd
Priority date: 2004-07-14
Filing date: 2004-07-14
Publication date: 2010-12-01
Anticipated expiration: 2024-07-14
Also published as: JP2006025960A

Description

本発明は医療診断システムに関し、特に核医学診断装置と超音波診断装置とを組み合わせたシステムに関する。

核医学診断では、生体に対して、放射性元素としてのトレーサーが含有された薬剤が投入され、生体内からの放射線が検出される。これにより、生体における代謝機能、循環機能、悪性腫瘍の有無などを診断できる。そのための核医学診断装置として、γカメラ、ＳＰＥＣＴ（single photon emission computed tomography）装置、ＰＥＴ（positron emission tomography）装置などが知られている。ＳＰＥＣＴ装置はＣＴ演算によって断層画像を形成する装置であり、複数の面状検出器を有するもの、リング状のアレイ検出器を有するものなどが知られている。ＰＥＴ装置はポジトロン核種から放出された陽電子が自由電子と結合する時に生じる消滅γ線（互いに反対方向に出る一対の５１１ｋｅｖのγ線）を検出することによって断層画像を形成する装置である。ＰＥＴ装置においてはリング状のアレイ検出器を有し、断層画像が形成される。また、対向配置された一対の面状検出器を有する対向型ポジトロン二次元検出装置においては消滅γ線を検出することによって投影画像（積算投影画像）が形成される。

上記の核医学診断装置によって形成される画像は生体の活動を反映した「機能画像」であり、Ｘ線ＣＴ画像、ＭＲＩ画像、超音波画像のように、生体の形態を表す「形態画像」ではない。形態画像によれば組織構造を把握できるが、その組織の性状、例えば腫瘍か悪性か良性かまでを画像上で特定、識別することは困難であり、あるいは、そのために熟練を要する。一方、機能画像の場合には、薬剤の活性によって生体内の活動の様子を画像化できるが、その機能画像だけから活性部位を認識するのは困難であり、あるいは、そのために熟練を要する。なお、機能画像は一般にリアルタイム性のない画像であり、リアルタイム観測には不向きである。

下記特許文献１には、エミッション画像とＭＲＩ画像とを解剖学的な位置関係において正確に対応させた技術が記載されているが、超音波診断あるいは超音波画像の利用については何ら記載されていない。

特開２００２−２１４３４７号公報

以上のように、機能画像と形態画像とは補間的な関係にあり、それらの両画像を形成して診断に役立てることが望まれる。ここで、形態画像としては、必要以上の放射線被ばくの回避、リアルタイム計測、システムコストなどの観点から、超音波画像を利用することが望まれる。

本発明の目的は、核医学診断と超音波診断とを利用して、機能面及び形態面の両面から総合的に組織を診断できるようにすることにある。特に、生体内の組織形態を認識しつつ活性部位の位置や分布などを認識できるようにすることにある。

（１）本発明は、放射性物質を含有した薬剤が投与された生体における三次元空間から放射線を検出し、前記三次元空間を投影した核医学画像を形成する核医学診断装置と、前記三次元空間内に位置決めされるビーム走査面に対応した超音波画像を形成する超音波診断装置と、前記核医学画像と前記超音波画像との位置関係を表す位置関係情報を表示しつつ、前記核医学画像と前記超音波画像とを同時表示する表示処理手段と、を含むことを特徴とする。

上記構成によれば、核医学診断装置により機能画像としての核医学画像（投影画像）が形成され、超音波診断装置により形態画像としての超音波画像が形成される。そして、それらの画像が同時表示される。核医学画像によれば生体組織を機能面から診断でき、超音波画像によれば生体組織を形態面から診断でき、それらによって組織を総合診断できる。特に、核医学画像それ単独では、活性が生じている部位について投影上における位置や大きさを認識できるが、当該部位について奥行き方向における位置等については認識できない。これに関して、超音波画像を用いて、その奥行き方向において生体組織の構造を観察すれば、活性が生じていると思われる部位について奥行き方向の位置や形態を容易に認識できる。また、２つの画像の同時表示の際に位置関係情報が表示されるので、そのような情報を利用して核医学画像と超音波画像の位置的関係を誤り無く認識でき、これにより、機能面及び形態面での診断を的確に行える。

上記の表示処理手段は、超音波診断装置内に設けるのが望ましいが、外部のコンピュータ（例えばネットワークを介して両装置に接続されたホスト装置）などにその機能を担わせてもよいし、核医学診断装置内に設けることもできる。核医学診断装置は、特に望ましくは、生体を介して対向する離間配置された一対の検出器を有する対向型ポジトロン二次元検出装置であるが、それ以外の核医学診断装置に本発明を適用することも可能である。超音波診断装置は、超音波ビームの走査によってビーム走査面を形成し、それにより得られた受信信号から二次元断層画像（Ｂモード画像）を形成する装置であるのが特に望ましいが、ビーム走査面を更に走査して三次元データ取込空間を形成する三次元超音波診断装置を利用することもできる。超音波の送受波を行うプローブはロボットなどの位置決め機構に保持されるのが望ましいが、プローブをユーザーが把持して超音波診断を行うことも可能である。好適な態様では、プローブ又はビーム走査面の空間的な位置及び姿勢（座標情報）が検出され、一方、必要に応じて、上記の一対の検出器の位置及び姿勢（座標情報）も検出され、更に必要ならば他の座標情報（例えば患者座標情報）が検出され、それらの座標情報に基づいて上記の位置関係情報が求められる。プローブについての座標情報はプローブを保持する位置決め機構に位置センサを設けることにより、あるいは、座標検出用の磁場を発生させつつプローブ自体に磁気センサなどを設けることにより検出できる。なお、核医学診断装置の座標原点に対するプローブの空間的な座標が特定できる場合（つまりプローブの空間的な座標が核医学検出装置に対する相対的座標として特定されている場合）、核医学診断装置側における座標検出を不要にすることもできる。

現時点で処理形成された核医学画像とリアルタイム超音波画像とを同時表示するのが特に望ましいが、記憶装置上に記憶された核医学画像を読み出して、リアルタイム超音波画像あるいは記憶装置上に記憶された超音波画像と一緒に表示することも可能である。その場合には両者の位置関係を定義する情報を対応づけて各画像と一緒に記憶しておくのが望ましい。

位置関係情報は、いずれかの画像上に重畳表示されるマーカーとして表示されてもよいし、両画像（あるいは検出ユニットとプローブ）の空間的な位置関係を模式的に表すグラフィック画像として別途表示されてもよい。

（２）上記の構成において、望ましくは、前記位置関係情報は前記核医学画像上に表示されたプレーンマーカーを含み、前記プレーンマーカーは前記ビーム走査面の空間的な位置を表す。望ましくは、前記三次元空間の投影方向と前記ビーム走査面の向きとが直交する直交モードにおいては、前記プレーンマーカーとして断面ラインが表示され、且つ、前記断面ラインを含む核医学画像と前記超音波画像とが並んで表示される。

上記構成によれば、核医学画像上に表示された断面ラインとしてのプレーンマーカーから、ビーム走査面の空間的な位置を把握できる。直交関係を維持しながら、ビーム走査面を平行移動させれば、核医学画像上における活性部位や活性分布との関係において、三次元空間内における組織構造の全体を認識でき、また、ターゲット組織の奥行き方向の位置や形態を特定することも可能である。つまり、投影画像の観察に当たって、ユーザーに対して超音波画像により奥行き情報を補完的に提供できる。

望ましくは、前記核医学画像及び前記超音波画像に加えて、前記断面ライン上の画素値分布が表示される。この構成を採用する場合、望ましくは、投影画像から断面ライン上の画素値（投影値）の一次元分布を抽出する手段と、その一次元分布をヒストグラムのような分布イメージとして表現する手段と、が設けられる。核医学画像における各部位の輝度値や色相から、断面ライン上の輝度値（あるいは投影値）の分布を客観的あるいは定量的に視覚認識することが困難であっても、画素値分布が同時表示されれば、分布位置、分布幅、分布形状などからビーム走査面上における活性部位の位置、大きさ、広がり度合いなどを予測することができ、ビーム走査面を平行移動させて活性部位をサーチする場合に大変参考となる。

望ましくは、前記三次元空間の投影方向と前記ビーム走査面の向きとが平行となる平行モードにおいては、前記核医学画像と前記超音波画像とが並んで表示され、あるいは、前記核医学画像と前記超音波画像とが重合して表示される。両画像を並べて表示すれば各画像内容を正確に把握でき、重合して表示させれば機能及び形態の両者を直接関連付けて正確に診断できる。このような重合した合成表示を採用する場合、一方画像を白黒画像（あるいは大凡一色の濃淡画像）として形成し、他方画像とカラー画像として形成するのが望ましい。通常は、超音波画像がエコー値を輝度値に対応付けた画像として形成され、核医学画像が投影値を色相に対応付けたカラー画像として形成される。

望ましくは、前記核医学診断装置は、前記生体を間において対向配置された一対の検出部と、前記一対の検出部の検出結果に基づいて、前記三次元空間を投影した核医学画像を形成する核医学画像形成部と、を含み、前記超音波診断装置は、超音波ビームの走査により前記ビーム走査面を形成するプローブと、前記プローブからの受信信号に基づいて前記超音波画像を形成する超音波画像形成部と、を含む。

核医学診断装置として、対向型の一対の検出部を有する対向型ポジトロン二次元検出装置が用いられる場合、一対の検出部の間の三次元空間におけるいずれかの側面（一対の検出部が存在しない開放面で通常は被検者の上方）からプローブを進入させて生体へ当接するように構成するのが望ましく、かかる構成によれば物理的な干渉を回避できる。

望ましくは、前記生体に当接されるプローブを位置決めして保持するロボットが設けられる。ロボットは多間節型のスキャナとして構成されるのが望ましく、各間節ごとに位置センサを設けるのが望ましい。

望ましくは、前記位置関係情報として、前記一対の検出部と前記プローブあるいは前記ビーム走査面との間の位置関係を空間的に表現したガイダンスイメージが表示される。そのガイダンスイメージは、望ましくは、立体的表現をもったグラフィックイメージとして構成され、一対の検出部を模擬した一対のシンボルと、プローブ又はビーム走査面を模擬したシンボルと、を含んで構成される。また、生体を模擬したシンボルを追加してもよい。いずれにしても、一対の検出部あるいはプローブの絶対位置あるいは相対位置を変更させた場合に、それがガイダンスイメージに速やかに反映されるように構成するのが望ましい。

望ましくは、前記核医学画像は検出開始からの時間経過に従って画像内容が成長するカラー画像であり、前記超音波画像はリアルタイム白黒画像である。超音波画像がリアルタイムで表示されれば、核医学画像及び超音波画像を観察しながら、プローブを移動させて目的組織（例えば患部）をサーチして目的組織の奥行き位置を特定したり、ビーム走査面を適切な位置に位置決めしたりすることができる。

（３）また本発明は、ポジトロンを放出する放射性物質を含有した薬剤が投与された生体を機能面及び形態面から総合診断するための核医学診断装置及び超音波診断装置を含む医療診断システムであって、前記核医学診断装置は、前記生体における三次元空間から、前記ポジトロンに起因する消滅γ線を検出する対向配置された一対の検出部と、前記一対の検出部による検出結果に基づいて、前記三次元空間を投影した核医学画像を形成する核医学画像形成部と、を含み、前記超音波診断装置は、前記三次元空間内に位置決めされるビーム走査面を形成するプローブと、前記プローブからの受信信号に基づいて、超音波画像を形成する超音波診断装置と、を含み、当該医療診断システムは、更に、前記核医学画像と前記超音波画像とを含む合成画像を表示する表示処理手段を含むことを特徴とする。

望ましくは、前記一対の検出部について第１の座標情報を検出する手段と、前記プローブ又は前記ビーム走査面について第２の座標情報を検出する手段と、少なくとも前記第１及び第２の座標情報に基づいて位置関係情報を求める手段と、前記位置関係情報を前記合成画像に反映させる手段と、を含む。

望ましくは、前記三次元空間の投影方向と前記ビーム走査面の向きとが直交する直交モード、前記三次元空間の投影方向と前記ビーム走査面の向きとが並行になる並行モード、及び、前記三次元空間の投影方向と前記ビーム走査面の向きとが傾斜関係になる傾斜モードで、当該システムを選択的に動作させる。

上記構成において、直交モードにおいては、直交関係が常に維持されるようにプローブの姿勢を機械的に拘束し、その状態でプローブの自由な平行移動のみを許容するように構成してもよい。このことは平行モードでも同様であり、当該平行モードでは、平行関係が常に維持されるようにプローブの姿勢を機械的に拘束し、その状態でプローブの自由な平行移動のみを許容するように構成してもよい。あるいは、直交関係及び平行関係の成立を明示する表示を行ってユーザーの操作を支援するようにしてもよい。更に、プローブを自動的に搬送して位置決めするロボットが利用される場合、その駆動条件として直交関係あるいは平行関係の維持を与えてもよい。

望ましくは、前記選択されたモードに応じて表示態様が切り換えられる。並べて表示する表示タイプと重合して表示する表示タイプが切り換えられるようにしてもよいし、２つの画像と共に表示される他の表示要素を切り換えるようにしてもよい。

（４）また本発明は、放射性物質を含有した薬剤が投与された生体における三次元空間から放射線を検出し、前記三次元空間を投影した核医学画像を形成する核医学診断装置と、前記三次元空間内に位置決めされるビーム走査面に対応した超音波画像を形成する超音波診断装置と、を含む医療診断システムにおいて用いられる画像処理装置であって、前記核医学画像と前記超音波画像との位置関係を表す位置関係情報を表示しつつ、前記核医学画像と前記超音波画像とを同時表示する表示処理手段を含むことを特徴とする。

上記の画像処理装置は、望ましくは超音波診断装置内に組み込まれるが、核医学診断装置内に組み込むことも可能であり、また、核医学診断装置及び超音波診断装置から情報を取得して画像処理を実行する情報処理装置（コンピュータ）として構成することもできる。画像処理装置は、望ましくは、上記の表示処理を実行する画像処理プログラム及びそれを実行するプロセッサ（ＣＰＵ）を含む。

以上説明したように、本発明によれば、核医学診断と超音波診断とを利用して、機能面及び形態面の両面から総合的に組織を診断できる。特に、生体内の組織形態を認識しつつ活性部位の位置や分布などを認識できる。

以下、本発明の好適な実施形態を図面に基づいて説明する。

図１には、本発明に係る医療診断システムの全体構成が斜視図として示されている。この医療診断システムは、核医学診断装置１０、超音波診断装置１２及び位置決め機構としてのロボット９０を有している。被検者としての生体１４にはあらかじめ放射性物質を含有した薬剤が投与されている。その放射性物質（ポジトロン核種）として、例えば¹⁸Ｆや¹⁵Ｏなどをあげることができる。それらのポジトロン核種は崩壊によってポジトロンを放出し、そのポジトロンは近傍に存在する電子と反応して１８０度の方向に一対の消滅γ線（５１１ｋｅＶ）を放出して消滅する。

上記の核医学診断装置１０は消滅γ線を検出する装置であり、またその検出結果に基づいて後に説明するような投影画像としての核医学画像を形成する装置である。この核医学装置１０の構成について説明すると、ベッド１６上には生体１４が図１に示す例において仰向けの状態で載せられている。ベッド１６は昇降機構１８によって上下方向すなわち図
においてＹ方向に昇降可能である。検出ユニット２０は、一対の検出部２２，２４によって構成され、その検出ユニット２０は検出ユニット位置決め機構２８によって支持され、また各検出部２２，２４の位置や姿勢がその検出ユニット位置決め機構２８によって決定されている。

検出ユニット２０は、上述した一対の消滅γ線を生体１４の両側において検出する手段である。各検出部２２，２４は、γ線を検出する二次元検出器として構成されており、それらの検出面は互いに平行である。検出ユニット位置決め機構２８は、台座３０上を図においてＺ方向にスライド運動するスライダ３４、スライダ３４によって保持されたユニットベース３６及び各検出部２２，２４の位置や姿勢を調整する姿勢可変機構３８などを有している。台座３０には複数のレール３２が形成され、それらのレール３２によってスライダ３４がＺ方向にスライド運動する。このような機構により各検出部２２，２４の位置や姿勢を自在に調整することが可能であり、図においては各可動部分についての運動方向が参考として矢印で表されている。もちろん図１に示されるような機構は一例であって、これ以外にも一対の検出部２２，２４の位置や姿勢を可変する機構としては各種の構成を採用することができる。なお図１においてＹ方向は上述したように上下方向を表しており、Ｘ方向及びＺ方向は２つの水平方向を表している。

超音波診断装置１２は、プローブ４０及び本体４２によって構成されている。プローブ４０は超音波を送受波する送受波器として機能し、そのプローブ４０によって超音波ビームが形成され、その超音波ビームを電子的に走査することにより走査面が形成される。その電子走査方式としては電子セクタ走査、電子リニア走査などをあげることができる。プローブ４０と本体４２は図示されていないプローブケーブルによって電気的に接続されている。

本体４２には超音波画像を表示する表示部４４が設けられており、本実施形態においては、本体４２内に超音波画像と核医学画像とを合成する表示処理部が設けられ、表示部４４にそのような合成処理によって形成された合成画像を表示させることができる。本体４２には操作パネルによって構成される入力部４６が設けられている。超音波診断装置１２と核医学診断装置１０は信号の伝送を行うケーブルによって接続されている。もちろんネットワークを介して核医学診断装置１０と超音波診断装置１２とが接続されるように構成してもよく、またそのネットワーク上に核医学画像と超音波画像の合成処理を実行するホストコンピュータなどを接続するようにしてもよい。

ロボット９０はプローブ４０を位置決めして保持する機能を有する。ロボット９０は図１に示す例において支柱５０から連結された複数のアーム５２，５４，５６を有し、アーム５６の先端部にはプローブホルダ５８が設けられている。そのプローブホルダ５８によってプローブ４０が保持され、ロボット９０の全体としてプローブ４０の位置及び姿勢を自在に可変することができる。図１においては各関節部における運動方向が参考までに矢印で表されている。もちろん図１に示されるロボット９０は一例であって、各種の構成をもった位置決め機構を採用することができる。このロボット９０には各関節部における動きあるいは位置を検出するための複数のセンサが設けられており、これについては後に示す図３を用いて説明する。

ちなみに、図１に示す例ではメカニカルなスキャナとしてのロボット９０によってプローブ４０が保持され、これによってプローブ４０が安定的に位置決めされていたが、プローブ４０をユーザーが把持して、生体１４に対するプローブ４０の当接状態を維持し、あるいは生体１４に対する当接位置や姿勢を調整するようにしてもよい。この場合にはプローブ４０に磁気センサなどを設け、それによって磁場発生器にて生成された磁場を検出し、これによりプローブ４０（あるいは走査面）の空間的な位置や姿勢を検出するようにしてもよい。そのような構成は複数のセンサが設けられていないロボットを用いる場合においても適用することができる。また、ロボット９０に各関節を駆動する駆動部を設け、それらの駆動部を電気的に制御することによってプローブの位置や姿勢を調整することもできる。いずれにしても、プローブ４０の位置や姿勢を自在に調整可能し、また生体１４に対するプローブ４０の当接圧力が適正に維持されるように構成するのが望ましい。

次に、図２を用いて図１に示した医療診断システムにおける各構成の機能について詳述する。

上述したように核医学診断装置１０は一対の検出部２２，２４を有している。それらは互いに同一の構成を有するため、ここでは検出部２２についてその構造を説明する。

検出部２２は、シンチレータ部６０と、光電子変換部６２と、増幅部６４とを有している。シンチレータ部６０は二次元的に配列された複数のシンチレータ要素６０ａで構成されている。光電子変換部６２は複数の位置有感型ＰＭＴ（光電子増倍管）６２ａによって構成され、個々のシンチレータ要素６０ａにて生じた光がいずれかの位置有感型ＰＭＴ６２ａによって電気信号に変換され、発光が生じた位置に対応した出力位置に電気信号が現れる。増幅部６４は各シンチレータ要素６０ａに対応して設けられた複数のアンプ６４ａによって構成され、入力される増幅信号が各アンプ６４ａによって増幅される。ここで、シンチレータ要素としてはＢＧＯ、ＧＳＯ、ＬＳＯなどの固体シンチレータによって構成される。したがって、検出部２２においては、消滅γ線６５が入射すると、その入射位置に応じたアンプから電気信号が出力されることになる。これは検出部２４においても同様であり、消滅γ線６７が入射すると、その入射位置に応じたアンプから電気信号が出力されることになる。ちなみに、図２においては１８０度の関係をもって放出される一対の消滅γ線６５，６７が表されている。タイミング処理部６６は、両検出部２２，２４で同時に検出信号が得られた場合にのみそれを有効な信号として処理する回路であり、このような同時検出を判別するタイミング処理によって有効信号の入射位置を特定することが可能となる。そのような有効信号のみを画像形成部６８へ出力する。

画像形成部６８は、入力される有効信号に基づいて検出面（投影面）における検出値をマッピングし、これによって投影画像を形成する。その投影画像を構成する各画素の画素値は検出値を積算した積算値に相当する。すなわち、核医学画像は、検出開始からの経過時間に応じて各画素の画素値が成長する画像である。後述する超音波画像と核医学画像との合成表示にあたっては、成長が完了した核医学画像を用いることもできるし、成長途中にある核医学画像を用いることもできる。

画像形成部６８によって形成された核医学画像の画像データは超音波診断装置１２における表示処理部８２へ出力されている。検出ユニット位置決め機構２８及び昇降機構１８は制御部７０によって制御されている。その制御信号が符号２００，２０２で表されている。制御部７０には昇降機構１８から出力される位置信号２０３及び検出ユニット位置決め機構２８から出力される位置信号２０１が入力されており、制御部７０は核医学画像についての座標情報を認識している。その座標情報は上記の核医学画像のデータ２０４と共に表示処理部８２へ出力されており、図２において符号２０６で示される。制御部７０は超音波診断装置１２側に設けられたシステムコントローラ７８との間で制御情報２０８の伝送を行っている。

次に超音波診断装置１２の構成について説明する。

送受信部７２は、送信ビームフォーマー及び受信ビームフォーマーとして機能する。すなわち送受信部７２からプローブ４０内に設けられたアレイ振動子に対して複数の送信信号が供給される。これによってプローブ４０から超音波が生体１４へ放射される。

一方、生体１４からの反射波はプローブ４０にて受波され、これによってアレイ振動子から複数の受信信号が出力される。その複数の受信信号は送受信部７２に入力され、その複数の受信信号に対して整相加算処理が実行される。これによって整相加算後の受信信号（エコーデータ）が画像形成部７４へ出力される。画像形成部７４は例えばデジタルスキャンコンバータ（ＤＳＣ）として構成され、エコーデータを二次元断層画像（Ｂモード画像）としてマッピングする。ちなみに、図２においては検波器、対数変換器などの信号処理回路については図示省略されている。形成された二次元断層画像すなわち超音波画像の画像データ２１４は表示処理部８２へ出力されている。

制御部７６は超音波診断装置１２内に設けられた各構成の動作制御を行っている。また図２に示される超音波診断装置１２内にはシステムコントローラ７８が設けられている。このシステムコントローラ７８は図２に示される医療診断システムの全体を制御しており、特に制御部７６及び制御部７０に対して必要な制御情報を与えている。ちなみにこのシステムコントローラ７８が制御部７６と一体化されていてもよい。各制御部７０，７６及びシステムコントローラ７８は、例えばプログラム動作するＣＰＵなどによって構成される。システムコントローラ７８にはグラフィック画像生成部８０が接続されており、そのグラフィック画像生成部８０によって核医学画像及び超音波画像に合成するグラフィック画像が生成されている。もちろん、そのグラフィック画像生成部８０が制御部７６あるいはシステムコントローラ７８の機能として実現されてもよい。グラフィック画像生成部８０によって生成されたグラフィック画像の画像データ２１６は表示処理部８２へ出力されている。

表示処理部８２は、入力される各画像データに基づいて表示部４４に表示する画像を構成している。この表示処理部８２の作用については後に図１を用いて詳述するが、表示処理部８２は、核医学画像と超音波画像を並べて合成表示する機能、超音波画像と核医学画像とを重合して合成表示する機能、更にはそれらの合成画像にグラフィック画像を合成する機能などを有している。表示処理部８２には外部記憶装置８４が接続されており、合成処理結果としての表示画像を外部記憶装置８４上に格納することもできる。またそのような外部記憶装置あるいは記憶部は核医学診断装置１０に設けることもできる。例えば、既に形成された核医学画像を外部記憶装置上に格納しておいて、そこから核医学画像を読み出して超音波診断装置１２へ伝送し、これによって核医学画像と超音波画像の合成処理を行うようにしてもよい。システムコントローラ７８には入力部４６が接続されている。この入力部４６は上述したように操作パネルなどによって構成されるものである。

ちなみに、核医学診断装置１０及び超音波診断装置１２とは別に、コンピュータなどによってホストコントローラを構成し、そのホストコントローラにシステム制御や画像合成処理を行わせるようにしてもよい。例えば符号８６で示されるような構成がホストコントローラの機能としてあげられる。入力部４６を用いて後述する動作モードあるいは表示タイプなどの選択、指定をユーザーによって行うことができる。

ロボット９０に設けられた複数のセンサからの信号は座標情報２１２として制御部７６及び表示処理部８２に与えられている。この座標情報２１２及び核医学診断装置１０から出力される座標情報２０６を用いて、核医学診断が行われる三次元空間と超音波の送受波が行われる走査面との位置関係、すなわち核医学画像と超音波画像との位置関係を認識することができる。例えばシステムコントローラ７８において、核医学診断装置１０から出力された座標情報２０６と、ロボット１４から出力される座標情報２１２とからプローブの相対的位置及び座標を演算し、その相対的な座標情報を用いて後述する画像合成処理を行うようにしてもよい。いずれにしても、核医学画像と超音波画像との相対的な位置関係が求められれば、後述するように適切な位置関係をもって表示画像を構成することが可能となる。ロボット９０に複数の関節部が設けられ、各関節部に駆動部を設ける場合には、システムコントローラ７８によって各駆動部の動作が制御される。例えば、入力部４０を用いて、プローブ４０の生体１４への当接状態を維持しつつ所望の位置に走査面を設定することが可能となる。また後に説明する直交モードあるいは平行モードの際に、直交関係や平行関係を維持しつつ走査面を平行移動させることが可能となる。

図３には、図１及び図２に示したロボット９０についてより具体的な構成例が示されている。以下に図３に示されるロボット９０Ａについて説明する。

ロボット９０Ａは既に説明したように複数のアーム１００，１０２，１０４などを有している。また各アーム１００，１０２，１０４間及びアーム１０４とプローブホルダ９８との間には関節部１０６，１０８，１１０が設けられている。各関節部１０６，１０８，１１０にはエンコーダ１１４，１１６，１１８，１２０が設けられ、更にプローブホルダ９８においてもプローブ９６を回転駆動する関節部１１２に対して２つの軸の回転角度を検出するエンコーダ１２２，１２４が設けられている。このように、ロボット９０Ａにおける各可動部分ごとにエンコーダを設けることにより、結果としてプローブ９６の空間的な位置や姿勢を検出することが可能であり、すなわち走査面の位置及び姿勢を特定することが可能となる。図３に示される構成はもちろん一例であって、他の構成を採用するようにしてもよい。

次に、図４乃至図１０を用いて本実施形態に係る医療診断システムが有する各動作モードについて説明する。この医療診断システムにおいては、大別して、直交モード、平行モード及び斜めモード（任意モード）を有している。

図４には、直交モード時の状態が示されており、すなわち一対の検出部２２，２４と走査面Ｓとの位置関係が示されている。図４においてＸ方向が投影方向であり、この投影方向に対して走査面Ｓの向き（すなわち走査面Ｓに直交する法線方向）は直交している。この結果、投影処理によって構築される核医学画像と走査面Ｓを画像化した二次元断層画像は直交関係になり、投影画像上において走査面Ｓは１つのラインとして認識される。ちなみに、図４に示す例においては走査面Ｓの中心軸がＹ方向に一致し、走査面Ｓのその中心軸周りの回転角度θが９０度として表されている。この状態において走査面ＳをＺ方向に平行移動させることもできるし、また図示されるような例えばφ方向に回転させても直交関係を維持させることができる。

図５には、平行モード時の位置関係が示されている。この平行モード時においては、検出面に対して走査面Ｓが平行とされる。すなわち、投影方向と走査面Ｓの向きの方向とが共にＸ方向となる。図５に示す例においては、走査面Ｓの中心軸がＹ方向と一致しており、そのような位置関係において走査面Ｓの中心軸周りの回転角度θが０度となっている。そのような状態において、平行関係を維持しつつ走査面ＳをＸ方向に平行移動させることができ、また図において例えばφ方向に走査面Ｓを回転させても平行関係を維持できる。

次に、各モード時における表示例について図６乃至図１０を用いて説明する。

図６には、直交モード時における表示例が示されている。直交モード時においては、図６に示されるように、核医学画像としての機能画像１３０と超音波画像（二次元断層画像）としての形態画像１３２とが並んで同時表示される。ここで、機能画像１３０は、図６に示す例において、核医学画像全体の中から切り出された部分画像に相当している。すなわち、図７に示されるように、機能画像１４４の全体において、切り出しエリア１４６が設定され、その切り出しエリア１４６の画像部分を切り出したものが図６に示した機能画像１３０である。切り出しエリア１４６は図７に示す例において抽出ライン１４８を含むあるいは抽出ライン１４８に基づいて定義されたエリアであり、抽出ライン１４８は図７に示す例において走査面に相当している。したがって、切り出しエリア１４６のＹ方向のサイズＹ１は抽出ライン１４８の両端Ａ，Ｂによって定義されており、一方において、Ｚ方向の切り出しエリア１４６のサイズＺ１は所定のサイズとされている。

抽出ライン１４８は上述したように走査面に対応しており、本実施形態においてはその抽出ライン１４８上において機能画像１４４から画素値すなわち放射線強度の値が抽出される。その抽出された画素値列を各画素ごとにあるいは所定の区分ごとにまとめて表示したイメージが図６に示されるヒストグラム（強度分布）１４０である。

機能画像１３０上には、プレーンマーカー１３４が表示されており、図６に示す例では直交モード時において走査面の側面に相当するライン状のプレーンマーカー１３４が表示される。そのプレーンマーカー１３４は本実施形態において図７に示した抽出ライン１４８に相当しており、機能画像１３０の隣にはＡ点からＢ点までの輝度値の分布を表す上記のヒストグラム１４０が表示されている。このヒストグラム１４０を観察することによって、プレーンマーカー１３４上における放射線強度の分布を客観的にあるいは定量的に把握することが可能となる。

機能画像１３０は各画素の画素値を色相に対応付けたカラー画像であり、形態画像１３２は白黒断層画像である。ただし、形態画像１３２に単色あるいは複数の色からなる色相を対応付けてもよい。いずれにしても、組織の構造が輝度値によって表現される画像として形態画像１３２を構成するのが望ましい。図６に示す表示例によれば、プローブの位置及び姿勢すなわち走査面の位置及び姿勢を変化させると、それに伴ってプレーンマーカー１３４の位置あるいは角度が変化し、また形態画像１３２の内容も変化する。したがって、プレーンマーカー１３４を参照しながら例えば機能画像１３０上における活性部分１３３Ａに対してそれを横切るようにプレーンマーカー１３４を設定すれば、すなわちそのような位置にプレーンマーカー１３４が位置決めされるようにプローブの位置及び姿勢を調節すれば、活性部分１３３Ａに相当する目的組織の断面１３３Ｂを含む形態画像１３２を画像表示させることができる。

以上のように、プレーンマーカー１３４の表示によれば、形態画像１３２の位置を機能画像１３０との関係において直感的に認識できるので、注目する部位のサーチなどを速やかに行うことができる。機能画像１３０は投影画像であって、奥行き情報を有していないが、その奥行き方向における断面の構造については形態画像１３２を通じて容易に認識できるため、注目する組織を機能面及び形態面から総合的に観察することが可能となる。特に、活性部位について奥行き座標やその大きさを容易に認識できるという利点がある。またプレーンマーカー１３４と共にヒストグラム１４０も表示されているため、そのヒストグラム１４０も参照することによって走査面の位置決めや組織の総合的診断をより的確に行える。

本実施形態においては、図７を用いて説明したように、走査面の両端によって切り出しエリア１４６の一方辺の長さが定義されており、図６に示す表示例において、Ｙ軸のスケールが機能画像１３０と形態画像１３２との間で一致している。したがって、このようなスケールの一致関係に基づいて、活性部分１３３Ａの大きさとその形態とを直接的に対比観察し、組織の状態をより正確に評価することができる。ちなみに図６においてＹ軸方向のスケール表示が符号１４２によって表されている。なお、両画像１３０，１３２におけるスケールの一致は上記のプレーンマーカー１３４を表示しない場合及び抽出ライン１４８を設定しない場合においても採用することが可能である。

図６に示す表示例においては、ガイダンスイメージ１３６が表示されている。このガイダンスイメージは、一対の検出部とそれらの間に設定される走査面とを模式的にかつ立体的に表したイメージである。ガイダンスイメージ１３６は、一対の検出部を表すシンボル１３６Ｂ，１３６Ｃと走査面を表すシンボル１３６Ｄとを有している。更に座標系を直感的に認識するために座標系を表すシンボル１３６Ａも表示されている。走査面の位置あるいは姿勢を変動させると、このガイダンスイメージ１３６におけるシンボル１３６Ｄの位置や姿勢も変化することになる。したがって、ユーザーはこのようなガイダンスイメージ１３６を通じて機能画像１３０と形態画像１３２との両者の位置関係を直感的に認識することができる。なお、図６に示す表示例においては、形態画像１３２に相当する走査面のＺ方向位置（ここでは走査面の中心部位置）Ｚｃの座標情報１３７が数値により表示されている。このような座標情報を数値によって表示することにより、三次元空間内における走査面の位置をより正確に認識することができる。

上記のガイダンスイメージ１３６やヒストグラム１４０などの情報は必要に応じて画面表示させればよい。またそれらの表示位置についても各種の場所を選択でき、例えばヒストグラム１４０に関しては表示画面における右側の隅に形態画像１３２と並べて表示するようにしてもよいし、これはガイダンスイメージ１３６についても同様であり、表示画面内における任意の位置に表示させることができる。また、本実施形態においては機能画像１３０が機能画像１４４の全体から切り出された部分画像であったが、機能画像１４４の全体を画面上に表示することもできる。また、機能画像１３０上において複数のラインを設定して、各ラインごとにヒストグラムを表示させることもできるし、形態画像１３２として、上記の二次元断層画像に加えてＭモード画像などを表示するようにしてもよい。更に、血流との関係が問題となるような疾患に対しては、形態画像１３２としてＢモード断層画像に対してカラードプラ画像が合成されたカラーフローマッピング画像を表示するようにしてもよい。また、二次元断層画像については表面と裏面の区別があるため、その表裏の関係を表示する所定のマーカーなどを表示するようにしてもよい。

次に図８を用いて平行モード時の表示例（その１）について説明する。この図８に示す例では、図６に示した表示例と同様に機能画像１５０と形態画像１５２とが並べて同時表示されている。図５に示したように平行モード時においては検出面（投影面）と走査面とが完全に平行の関係となるため、機能画像１５０上においては走査面の外形を表すプレーンマーカー１３４Ａが例えば赤色などのラインによって表示される。このプレーンマーカー１３４Ａを表示することにより、機能画像１５０と形態画像１５２との位置関係を直感的に認識することが可能となる。この例では電子セクタ走査によって扇状の走査面が形成されているため、プレーンマーカー１３４Ａの形態も扇状である。この図８に示す表示例でもガイダンスイメージ１５６Ａが表示されており、更に走査面のＸ方向の位置を表す座標情報１５３も表示されている。この表示例（その１）によれば２つの画像１５０，１５２を対比観察することによって、それぞれの画像の内容を正確に認識して組織の診断を総合的に行えるという利点がある。

図９には、平行モード時における表示例（その２）が示されている。この表示例においては白黒画像としての形態画像１５４Ａ上にカラー画像としての機能画像１５４Ｂが重合されている。すなわちこれによって両画像が重合合成された合成画像１５４が生成されている。このような合成画像１５４によれば形態を背景として各組織部分の活性などをカラーによって認識できるので、機能と形態との位置的な関係が一目瞭然となり、正確な診断を行えるという利点がある。この表示例においてもガイダンスイメージ１５６Ｂが含まれている。更に、走査面のＸ方向の位置を表す座標情報１５３も含まれている。

図１０には任意モード時の表示例が示されている。すなわち直交モード及び平行モード以外においては検出面と走査面とが直交あるいは平行にならないため、その場合においては図１０に示されるような表示例となる。この表示例においても機能画像１５７と形態画像１５８とが並んで同時表示されているが、この場合においては機能画像１５７を通して見た走査面の形態が斜め方向から観察した形状となるため、その形状を反映したプレーンマーカー１３４Ｂが表示される。またこの表示例においてもガイダンスイメージ１３６Ｃが表示されている。このような任意モード時においても、図６に示したようなヒストグラム１４０を併せて表示することも可能ではあるが、走査面を真横から見たヒストグラムとはならずにある幅をもって存在する画素値を反映したヒストグラムとなるため、あくまでも参考程度としてそのような分布表示を行うのが望ましい。その場合においては図６においてヒストグラム１４０を表示する場合のようにカラー表現するのではなく、ハーフトーンあるいはグレー表示として現在が任意モード時を実行しているものであることを視覚的に表現するようにしてもよい。

以上のように、単に機能画像を表示する場合には三次元空間における奥行き方向の情報を得られないが、三次元空間内に設定される走査面に対応した形態画像を合わせて表示することにより、機能画像のみからは得られない奥行き情報を取得することができ、あるいは機能画像においては形態自体を明確に認識することができないが、それについては形態画像を補間的に参照して注目組織の形態を同時に認識することが可能となる。また機能画像と形態画像とを合成表示する場合において、上記のようなプレーンマーカー及びガイダンスイメージを合わせて表示することにより、三次元空間と走査面との位置的な関係、つまり核医学診断画像と超音波画像の位置的な関係を直感的に認識することができるので、ユーザーによる診断の便宜を図って、診断の精度を高めることが可能となる。

次に、図１１には、図２に示した表示処理部８２の処理内容が概念的に示されている。機能画像１６０は上記のように核医学診断画像としての投影画像であり、それに対しては必要に応じて切出し処理及びカラー変換処理１６４が実行され、これによって合成表示すべき機能画像が生成される。その一方において、直交モード時などにおいて、機能画像１６０上に抽出ラインが設定されると、符号１６６で示されるように機能画像１６０上から抽出ライン上の画素値列が読み出され、それに基づいて符号１７０で示されるようにヒストグラムが形成される。この場合においてヒストグラムは各画素の画素値をそのまま振幅値として表したヒストグラムとしてもよいし、抽出ライン上における一定区間ごとの平均輝度値あるいは積算輝度置を振幅として表したヒストグラムを構成してもよい。ちなみに、画素値列の抽出（１６６）にあたっては座標情報１６８が位置関係情報として参酌されることになる。すなわち上述したように画素値列の抽出にあたっては走査面の相対的な位置が特定される。

グラフィック画像１７８は、上記のように必要に応じて生成されたヒストグラムと、プレーンマーカー１７２と、ガイダンスイメージ１７４と、その他のイメージ１７６とを含むものである。プレーンマーカー１７２は座標情報１６８に基づいて生成され、またガイダンスイメージ１７４も座標情報１６８に基づいて生成される。このグラフィック画像１７８の生成は図２においてグラフィック画像生成部８０がその役割を担っている。

ちなみに、図２に示した表示処理部８２はカラー変換テーブル１６５を有しており、機能画像１６０における各画素の輝度値がカラーに変換される。その場合のカラー変換テーブル１６５としては各種の関数を用意しておくのが望ましく、いずれにしても各輝度値が所定の色相に対応付けられるようにテーブルを構成しておくのが望ましい。

以上のように機能画像が構成され、Ｂモード断層画像としての形態画像１６２が取得されると、それらの画像に対して更にグラフィック画像１７８を合成して合成画像１８０が形成される。この合成画像１８０は上述しように機能画像と形態画像とを並列合成したものであり、あるいはそれらの画像を重合合成したものである。その合成画像１８０は表示部上においてリアルタイムで表示されることになる。すなわち画像表示と共に超音波の送受波がリアルタイムで実行され、それによって取得された受信信号に基づいて超音波画像としての形態画像１６２の内容がリアルタイムで更新される。その一方において機能画像に関しては消滅γ線の検出が進行している段階においてはその機能画像が成長し、その一方において消滅γ線の検出が完了した場合には最終段階における積算値を表した機能画像が表示される続けることになる。もちろん、上述したように記憶装置上に格納された機能画像を読み出して利用するようにしてもよい。

次に、図１２を用いて図１に示した医療診断システムの各モードにおける動作を説明する。Ｓ１０においては、マニュアル操作あるいは自動的に一対の検出部によって構成される検出ユニットが所望の位置及び姿勢に位置決めされる。この場合において２つの検出部は互いに平行関係が確立されるようにその位置決めを行う必要がある。そして、その位置決め完了後に消滅γ線の検出が開始される。

Ｓ１２においては、計測モードが判定される。計測モードについてはユーザーによって任意に選択することもできるし、走査面の位置から自動的に計測モードを認識するようにしてもよい。ちなみに、直交モード及び平行モードが選択された場合には、プローブすなわち走査面の位置及び姿勢の可変にあたっても、直交関係あるいは平行関係が常に維持されるように機械的な拘束を行うのが望ましい。あるいは、直交関係や平行関係が成立した場合には、表示画面上にその旨を何らかの表示形態によって表示し、そのような表示が維持されるようにユーザーによってプローブを操作するようにしてもよい。

直交モード時においては、Ｓ１４において、図６に示したように機能画像と形態画像とが並列表示される。その一方において、平行モードが選択された場合には、２つの表示タイプを選択することが可能であり（Ｓ１６）、並列表示のタイプが選択された場合にはＳ１８において機能画像と形態画像が並列表示されることになる。これは図８に示した通りである。その一方において、Ｓ１６において重合の表示タイプが選択された場合には、図９に示したように機能画像と形態画像とが重合表示されることになる。また、Ｓ１２において任意モードが選択された場合にはＳ２２において図１０に示したように機能画像と形態画像とが並列表示されることになる。

ここで、Ｓ２４で示されるように、そのような合成表示を行っている段階においてユーザー操作によりあるいは何らかの自動的な可変機構を用いてプローブの位置及び姿勢を順次可変させて目的とする組織をリアルタイムでサーチすることができ、そのようなプローブの移動に応じて形態画像の画像内容が刻々と変化することになる。Ｓ２６では、上記の処理を終了するか否かが判断され、終了させない場合には上記Ｓ１２からの各工程が繰り返し実行される。もちろん、図２に示した動作例は一例であって、本発明に係る各種機能を実現できる限りにおいて各種のシステム動作例を採用することができる。

次に、平行モードに基づいて取得される奥行き座標を用いた応用例について説明する。図１３に示されるように、（Ａ）において一対の検出部２２，２４の間の所定の座標に線源Ｔ１が存在している場合、（Ｂ）に示されるように一定の広がりをもって各検出部２２，２４において消滅γ線が観測されることになる。（Ｂ）には、検出部２２で観測される強度分布１８２Ａと検出部２４で観測される強度分布１８２Ｂとが示されている。線源Ｔ１が仮に点線源であったとしても強度分布１８２Ａ，１８２Ｂはある程度広がりをもったものとしてしか観測することはできない。すなわち同時検出の手法を用いた場合には一対の消滅γ線が観測された２点間を結ぶライン上に線源が存在することは特定できてもそのライン上におけるどの奥行き座標に線源が存在するのかまでは特定することはできない。

そこで、上記の直交モードあるいは平行モードを利用して線源の位置を形態面から特定すれば、その奥行き方向の座標Ｘｆを特定し、その座標上に焦点面が存在する条件を与えることにより、その焦点面に線源があることを前提条件として演算されたよりシャープな強度分布１８４Ａ，１８４Ｂを補正演算することが可能となる。すなわち、直交モード時においては断層画像上においてターゲット組織の奥行き座標を認識してそれをシステム上に入力することにより、あるいは平行モード時においてはターゲット組織を含んだ走査面Ｓの奥行き座標を直接取り込むことにより、上記の焦点面の座標を特定してより鮮明な核医学診断画像を構成することが可能となる。

ただし、この手法による場合、焦点面以外に、図においてＴ２で示すような他の線源が存在すると、それが外乱要因となって機能画像の内容をむしろ悪化させてしまう恐れがある。したがって、そのような問題が生じない限りにおいて奥行き座標を画像構成時におけるパラメータあるいは条件として利用するのが望ましい。

上記の実施形態においては核医学診断装置として一対の検出部を有する対向型ポジトロン検出装置があげられていたが、投影画像を形成する放射線診断装置であれば本発明を適用することが可能である。ただし、本発明は上記のような対向型ポジトロン検出装置を含むシステムにおいて実現されるのが特に望ましい。なお、形態画像の取得装置として超音波診断装置を利用したため、生体に対して必要以上の放射線被曝を与えないという利点が得られ、またリアルタイムで画像を観察できるという利点が得られる。またＭＲＩ装置などの極めて大規模かつ効果な装置を用いることなく形態画像を得られるため、簡便であり、またシステムコストを低減できるという利点がある。

本発明に係る医療診断システムの全体構成を示す斜視図である。本発明に係る医療診断システムの全体構成を示すブロック図である。ロボットの一例を示す斜視図である。直交モード時の位置関係を説明するための図である。平行モード時の位置関係を説明するための図である。直交モード時の表示例を示す図である。機能画像の全体から一部の画像を切り出す処理を説明するための図である。平行モード時の表示例（その１）を示す図である。平行モード時の表示例（その２）を示す図である。任意モード時の表示例を示す図である。図１に示した表示処理部などの処理内容を説明するための概念図である。本発明に係る医療診断システムにおける各モードに応じた動作内容を説明するためのフローチャートである。直交モード及び平行モードの利用によって特定された奥行き座標を利用した応用例を説明するための図である。

符号の説明

１０核医学診断装置、１２超音波診断装置、２０検出ユニット、２２，２４検出部、２８検出ユニット位置決め機構、４０プローブ、４２本体、９０ロボット（プローブ位置決め機構）。

Claims

放射性物質を含有した薬剤が投与された生体における三次元空間から放射線を検出し、前記三次元空間を投影した核医学画像を形成する核医学診断装置と、
前記三次元空間内に位置決めされるビーム走査面に対応した超音波画像を形成する超音波診断装置と、
前記核医学画像と前記超音波画像との位置関係を表す位置関係情報を表示しつつ、前記核医学画像と前記超音波画像とを同時表示する表示処理手段と、
を含むことを特徴とする医療診断システム。
請求項１記載のシステムにおいて、
前記位置関係情報は前記核医学画像上に表示されたプレーンマーカーを含み、
前記プレーンマーカーは前記ビーム走査面の空間的な位置を表すことを特徴とする医療診断システム。
請求項２記載のシステムにおいて、
前記三次元空間の投影方向と前記ビーム走査面の向きとが直交する直交モードにおいては、前記プレーンマーカーとして断面ラインが表示され、且つ、前記断面ラインを含む核医学画像と前記超音波画像とが並んで表示されることを特徴とする医療診断システム。
請求項３記載のシステムにおいて、
前記核医学画像及び前記超音波画像に加えて、前記断面ライン上の画素値分布が表示されることを特徴とする医療診断システム。
請求項１記載のシステムにおいて、
前記三次元空間の投影方向と前記ビーム走査面の向きとが平行となる平行モードにおいては、前記核医学画像と前記超音波画像とが並んで表示され、あるいは、前記核医学画像と前記超音波画像とが重合して表示されることを特徴とする医療診断システム。
請求項１記載のシステムにおいて、
前記核医学診断装置は、
前記生体を間において対向配置された一対の検出部と、
前記一対の検出部の検出結果に基づいて、前記三次元空間を投影した核医学画像を形成する核医学画像形成部と、
を含み、
前記超音波診断装置は、
超音波ビームの走査により前記ビーム走査面を形成するプローブと、
前記プローブからの受信信号に基づいて前記超音波画像を形成する超音波画像形成部と、
を含むことを特徴とする医療診断システム。
請求項６記載のシステムにおいて、
前記生体に当接されるプローブを位置決めして保持するロボットが設けられたことを特徴とする医療診断システム。
請求項６記載のシステムにおいて、
前記位置関係情報として、前記一対の検出部と前記プローブあるいは前記ビーム走査面との間の位置関係を空間的に表現したガイダンスイメージが表示されることを特徴とする医療診断システム。
請求項１記載のシステムにおいて、
前記核医学画像は検出開始からの時間経過に従って画像内容が成長するカラー画像であり、
前記超音波画像はリアルタイム白黒画像であることを特徴とする医療診断システム。
ポジトロンを放出する放射性物質を含有した薬剤が投与された生体を機能面及び形態面から総合診断するための核医学診断装置及び超音波診断装置を含む医療診断システムであって、
前記核医学診断装置は、
前記生体における三次元空間から、前記ポジトロンに起因する消滅γ線を検出する対向配置された一対の検出部と、
前記一対の検出部による検出結果に基づいて、前記三次元空間を投影した核医学画像を形成する核医学画像形成部と、
を含み、
前記超音波診断装置は、
前記三次元空間内に位置決めされるビーム走査面を形成するプローブと、
前記プローブからの受信信号に基づいて、超音波画像を形成する超音波診断装置と、
を含み、
当該医療診断システムは、更に、前記核医学画像と前記超音波画像との位置関係を表す位置関係情報を表示しつつ前記核医学画像と前記超音波画像とを含む合成画像を表示する表示処理手段を含むことを特徴とする医療診断システム。
ポジトロンを放出する放射性物質を含有した薬剤が投与された生体を機能面及び形態面から総合診断するための核医学診断装置及び超音波診断装置を含む医療診断システムであって、
前記核医学診断装置は、
前記生体における三次元空間から、前記ポジトロンに起因する消滅γ線を検出する対向配置された一対の検出部と、
前記一対の検出部による検出結果に基づいて、前記三次元空間を投影した核医学画像を形成する核医学画像形成部と、
を含み、
前記超音波診断装置は、
前記三次元空間内に位置決めされるビーム走査面を形成するプローブと、
前記プローブからの受信信号に基づいて、超音波画像を形成する超音波診断装置と、
を含み、
当該医療診断システムは、更に、
前記核医学画像と前記超音波画像とを含む合成画像を表示する表示処理手段と、
前記一対の検出部について第１の座標情報を検出する手段と、
前記プローブ又は前記ビーム走査面について第２の座標情報を検出する手段と、
少なくとも前記第１及び第２の座標情報に基づいて位置関係情報を求める手段と、
前記位置関係情報を前記合成画像に反映させる手段と、
を含むことを特徴とする医療診断システム。
請求項１０記載のシステムにおいて、
前記三次元空間の投影方向と前記ビーム走査面の向きとが直交する直交モード、前記三次元空間の投影方向と前記ビーム走査面の向きとが平行になる平行モード、及び、前記三次元空間の投影方向と前記ビーム走査面の向きとが傾斜関係になる傾斜モードで、当該システムを選択的に動作させることを特徴とする医療診断システム。
請求項１２記載のシステムにおいて、
前記選択されたモードに応じて表示態様が切り換えられることを特徴とする医療診断システム。
放射性物質を含有した薬剤が投与された生体における三次元空間から放射線を検出し、前記三次元空間を投影した核医学画像を形成する核医学診断装置と、
前記三次元空間内に位置決めされるビーム走査面に対応した超音波画像を形成する超音波診断装置と、
を含む医療診断システムにおいて用いられる画像処理装置であって、
前記核医学画像と前記超音波画像との位置関係を表す位置関係情報を表示しつつ、前記核医学画像と前記超音波画像とを同時表示する表示処理手段を含むことを特徴とする、医療診断システムにおいて用いられる画像処理装置。