JP5600946B2 - Tomography equipment - Google Patents
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Description
この発明は、断層画像を取得することで断層撮影を行う断層撮影装置に係り、特に、呼吸ゲートや心電同期によって画像の位相分割を行う技術に関する。 The present invention relates to a tomographic apparatus that performs tomographic imaging by acquiring a tomographic image, and more particularly to a technique for performing phase division of an image using a respiratory gate or electrocardiographic synchronization.
上述した断層撮影装置として、核医学診断装置、すなわちECT(Emission Computed Tomography)装置として、PET(Positron Emission Tomography)装置を例に採って説明する。PET装置は、陽電子(Positron)、すなわちポジトロンの消滅によって発生する複数本のγ線を検出して複数個の検出器でγ線を同時に検出したときのみ被検体の断層画像を再構成するように構成されている。 As the tomography apparatus described above, a nuclear medicine diagnosis apparatus, that is, an ECT (Emission Computed Tomography) apparatus will be described by taking a PET (Positron Emission Tomography) apparatus as an example. The PET apparatus detects a plurality of gamma rays generated by annihilation of positrons, that is, positrons, and reconstructs a tomographic image of a subject only when the gamma rays are simultaneously detected by a plurality of detectors. It is configured.
具体的には、陽電子放出核種を含んだ放射性薬剤を被検体内に投与して、投与された被検体内から放出される511KeVの対消滅γ線を多数の検出素子(例えばシンチレータ)群からなる検出器で検出する。そして、2つの検出器で一定時間内にγ線を検出した場合に同時に検出したとして、それを一対の対消滅γ線として計数し、さらに対消滅発生地点を、検出した検出器対の直線上と特定する。このような同時計数情報を蓄積して再構成処理を行って、陽電子放出核種分布画像(すなわち断層画像)を得る。 Specifically, a radiopharmaceutical containing a positron emitting nuclide is administered into a subject, and a 511 KeV pair annihilation gamma ray released from the administered subject consists of a group of a number of detection elements (for example, scintillators). Detect with a detector. And if γ-rays are detected at the same time by two detectors within a certain period of time, they are counted as a pair of annihilation γ-rays, and the point of occurrence of pair annihilation is on the straight line of the detected detector pair Is specified. By accumulating such coincidence information and performing reconstruction processing, a positron emitting nuclide distribution image (ie, a tomographic image) is obtained.
PET装置で断層画像を取得する際には、被検体の心臓の動き(拡張・収縮)により体動が生じ、画像がぼけるという問題がある。そこで、呼吸ゲートや心電同期によって画像の位相分割を行い、同じ位相の投影データを収集して断層画像を求めることで、画像のぼけを防止することができる(例えば、特許文献1参照)。 When a tomographic image is acquired with a PET apparatus, there is a problem that body movement occurs due to the movement (expansion / contraction) of the subject's heart and the image is blurred. Therefore, the image can be prevented from being blurred by performing phase division of the image by breathing gates or electrocardiogram synchronization, collecting projection data of the same phase, and obtaining a tomographic image (see, for example, Patent Document 1).
しかしながら、このような位相分割の場合には、次のような問題がある。すなわち、再構成においては、各位相毎のデータは画像再構成に必要な情報を完全に含んでいる必要がある。例えば、完全投影データを必要とする画像再構成(例えばフィルタード・バックプロジェクション(FBP: Filtered Back Projection)を用いたフェルドカンプ(Feldkamp)法など)では全投影角度方向のデータが必要である。 However, such phase division has the following problems. That is, in the reconstruction, the data for each phase needs to completely include information necessary for the image reconstruction. For example, image reconstruction that requires complete projection data (for example, the Feldkamp method using Filtered Back Projection (FBP)) requires data in all projection angle directions.
したがって、PET装置で得られたデータ(エミッションデータ)において位相分割を行うと、位相分割を行わない場合と比べると、投影データに欠けが生じて、各位相毎の投影データの統計精度が劣化してしまう。 Therefore, when phase division is performed on the data (emission data) obtained by the PET apparatus, the projection data is deficient as compared with the case where phase division is not performed, and the statistical accuracy of the projection data for each phase deteriorates. End up.
また、PET装置単独以外に、PET装置とX線CT装置とを組み合わせた装置(「PET−CT装置」とも呼ばれる)や、放射線薬剤と同種の放射線を被検体の外部から照射する外部線源を備え、その外部線源で得られたデータ(トランスミッションデータ)を用いて吸収補正を行う装置がある。これらの装置の場合には、外部線源(PET−CT装置の場合にはX線管)を被検体の周囲を回転させて断層画像を得る際に、外部線源の回転位相と心臓の位相とが同期しない関係で、位相毎の投影データでは完全投影が得られない。また、PET装置単独の場合と同様に、位相分割を行わない場合と比べると、各位相毎の投影データの統計精度が劣化してしまう。 In addition to the PET apparatus alone, an apparatus that combines a PET apparatus and an X-ray CT apparatus (also referred to as a “PET-CT apparatus”) or an external radiation source that irradiates the same type of radiation as a radiopharmaceutical from the outside of the subject. And a device that performs absorption correction using data (transmission data) obtained from the external radiation source. In the case of these apparatuses, when the tomographic image is obtained by rotating the external radiation source (X-ray tube in the case of the PET-CT apparatus) around the subject, the rotational phase of the external radiation source and the phase of the heart are obtained. Therefore, complete projection cannot be obtained with projection data for each phase. Further, as in the case of the PET apparatus alone, the statistical accuracy of the projection data for each phase is deteriorated as compared with the case where phase division is not performed.
さらに、上述のトランスミッションデータを用いた吸収補正や、PET装置で得られた画像とX線CT装置で得られた画像とを重畳出力(重ね合わせ)する場合には、外部線源の回転位相と心臓の位相とが同期しない関係で、吸収補正や重ね合わせの対象となる両画像間で同期がとれない。したがって、体動によって補正精度が劣化する、あるいは重ね合わせ精度が劣化してしまう。以上をまとめると、これらの各装置で共通する問題点は、各位相毎の投影データでは、統計精度が劣化する点である。 Furthermore, in the case of absorption correction using the transmission data described above, or when superimposing and outputting (superimposing) an image obtained by a PET apparatus and an image obtained by an X-ray CT apparatus, the rotational phase of the external radiation source Since the phase of the heart is not synchronized, synchronization between the images to be subjected to absorption correction and superposition cannot be achieved. Therefore, correction accuracy deteriorates due to body movement, or overlay accuracy deteriorates. In summary, a problem common to these apparatuses is that the statistical accuracy deteriorates in the projection data for each phase.
この発明は、このような事情に鑑みてなされたものであって、画像のぼけを防止しつつ、統計精度の高い画像を取得することができる断層撮影装置を提供することを目的とする。 The present invention has been made in view of such circumstances, and an object thereof is to provide a tomographic apparatus capable of acquiring an image with high statistical accuracy while preventing image blurring.
この発明は、このような目的を達成するために、次のような構成をとる。
すなわち、この発明に係る断層撮影装置は、断層画像を取得することで断層撮影を行う断層撮影装置であって、
位相毎の投影データを取得する画像取得手段と、
その画像取得手段で取得された前記位相毎の投影データを加算する画像加算手段と、
その画像加算手段で加算された画像を再構成して断層画像を取得する再構成手段と、
その再構成手段で再構成された前記断層画像を初期画像として、前記画像取得手段で取得された前記位相毎の投影データに基づいて前記初期画像を更新して前記位相毎の断層画像を取得する画像更新手段と
を備えることを特徴とするものである。
In order to achieve such an object, the present invention has the following configuration.
That is, the tomography apparatus according to the present invention is a tomography apparatus that performs tomography by acquiring a tomographic image,
Image acquisition means for acquiring projection data for each phase;
Image addition means for adding projection data for each phase acquired by the image acquisition means;
Reconstruction means for reconstructing an image added by the image addition means to obtain a tomographic image;
Using the tomographic image reconstructed by the reconstructing means as an initial image, the initial image is updated based on the projection data for each phase obtained by the image obtaining means to obtain the tomographic image for each phase. And an image updating means.
[作用・効果]この発明に係る断層撮影装置によれば、位相毎の投影データを画像取得手段は取得し、その画像取得手段で取得された位相毎の投影データを画像加算手段は加算する。その画像加算手段で加算された画像を再構成手段は再構成して断層画像を取得し、その再構成手段で再構成された断層画像を初期画像として、画像取得手段で取得された位相毎の投影データに基づいて初期画像を画像更新手段は更新して最終的な(位相毎の)断層画像を取得する。位相毎の投影データを用いて更新を行うので、画像のぼけを防止することができる。一方、初期画像は加算された画像であるので、統計精度の高い画像であり、更新された断層画像も統計精度の高い画像となる。その結果、画像のぼけを防止しつつ、統計精度の高い画像を取得することができる。 [Operation / Effect] According to the tomographic apparatus of the present invention, the image acquisition means acquires projection data for each phase, and the image addition means adds the projection data for each phase acquired by the image acquisition means. The reconstruction means reconstructs the image added by the image addition means to obtain a tomographic image, and uses the tomographic image reconstructed by the reconstruction means as an initial image for each phase obtained by the image obtaining means. The image updating means updates the initial image based on the projection data, and obtains a final (for each phase) tomographic image. Since updating is performed using projection data for each phase, blurring of an image can be prevented. On the other hand, since the initial image is an added image, it is an image with high statistical accuracy, and the updated tomographic image is also an image with high statistical accuracy. As a result, an image with high statistical accuracy can be acquired while preventing blurring of the image.
上述した発明の一例は、上述の画像更新手段は、位相毎の投影データに基づいて初期画像を更新し、その更新された画像および位相毎の投影データに基づいて画像をさらに更新する処理を繰り返し行うことで、画像を逐次に近似して更新する逐次近似法を用いて断層画像を取得することである。このような逐次近似法を用いて各更新された画像および位相毎の投影データに基づいて画像を逐次に近似して更新することで、統計ノイズを低減させて収束させて、統計精度の高い画像を取得することができる。 In an example of the above-described invention, the above-described image update unit repeats the process of updating the initial image based on the projection data for each phase and further updating the image based on the updated image and the projection data for each phase. This is to obtain a tomographic image using a successive approximation method that sequentially approximates and updates the image. An image with high statistical accuracy by reducing and converging statistical noise by approximating and updating the image based on each updated image and projection data for each phase using such a successive approximation method. Can be obtained.
上述した逐次近似法を用いる場合には、画像更新手段による逐次近似法で用いられる物理量を調整する物理量調整手段を備えるのが好ましい。逐次近似法の場合には、基となるデータが統計ノイズを含むときには、逐次近似法を行うことで、「リミットサイクル」と呼ばれる周期解に収束して、統計ノイズが大きくなるのみならず、周期的に変動する現象がある。その結果、基となる初期画像や位相毎の投影データよりもノイズが増幅する場合がある。そこで、画像更新手段による逐次近似法で用いられる物理量を物理量調整手段が調整することで、かかる現象を防止して、基となる初期画像や位相毎の投影データよりもノイズを低減させることができる。 When the above-described successive approximation method is used, it is preferable to include a physical quantity adjusting unit that adjusts a physical quantity used in the successive approximation method by the image updating unit. In the case of the successive approximation method, when the underlying data includes statistical noise, the successive approximation method converges to a periodic solution called a “limit cycle” and not only the statistical noise increases, but also the period There is a phenomenon that fluctuates automatically. As a result, noise may be amplified compared to the initial initial image and projection data for each phase. Therefore, by adjusting the physical quantity used in the successive approximation method by the image updating means, the physical quantity adjusting means can prevent such a phenomenon and reduce noise more than the initial initial image and the projection data for each phase. .
ノイズを低減させるためには、上述の逐次近似法のときのみに限定されない。位相毎の投影データを平滑化処理する平滑化手段を備え、その平滑化手段で平滑化処理された位相毎の投影データに基づいて画像更新手段は更新してもよい。逐次近似法のときのみに限定されず、基となるデータ(特に位相毎の投影データ)がノイズを含むときには、そのデータに基づいて更新を行うことで、基となるデータよりもノイズが増幅する場合がある。体動による形状の変化量を抑えるために得られた位相毎の投影データは位相分割が行われているので投影データに欠けが生じた結果、統計ノイズ(すなわち高周波成分)が含まれていると仮定できるので、位相毎の投影データを平滑化処理して、その平滑化処理された位相毎の投影データに基づいて画像更新手段は更新することで、基となる初期画像や位相毎の投影データよりもノイズを低減させることができる。 In order to reduce noise, it is not limited only to the above-mentioned successive approximation method. Smoothing means for smoothing projection data for each phase may be provided, and the image updating means may be updated based on the projection data for each phase smoothed by the smoothing means. It is not limited to the case of the successive approximation method. When the base data (particularly projection data for each phase) includes noise, the noise is amplified more than the base data by updating based on the data. There is a case. Since the projection data for each phase obtained to suppress the amount of change in shape due to body movement is phase-divided , the projection data is missing, and as a result, statistical noise (ie, high-frequency components ) is included. Since it can be assumed, the projection data for each phase is smoothed, and the image updating means updates based on the smoothed projection data for each phase, so that the initial initial image and projection data for each phase are updated. Noise can be reduced more than that.
上述したこれらの発明において、断層撮影装置の一例は、放射性薬剤が投与された被検体から発生した放射線に基づいて被検体の核医学用データを求める核医学診断装置であって、画像取得手段は、放射線に基づいて位相毎の投影データを取得する。また、断層撮影装置の他の一例は、放射性薬剤が投与された被検体から発生した放射線に基づいて被検体の核医学用データを求める核医学診断装置と、被検体の外部から放射線を照射する外部線源を備えた装置とを組み合わせた装置であって、画像取得手段は、放射性薬剤が投与された被検体から発生した放射線に基づいて位相毎の投影データを取得する。なお、断層撮影装置は、核医学診断装置や、核医学診断装置と他とを組み合わせた装置に限定されず、被検体の体軸の軸心周りに回転(断層面内に回転)して断層撮影(「トモグラフィ」とも呼ぶ)を行う装置や、被検体の体軸の軸心周り以外の方向に移動して断層撮影(「トモシンセシス」とも呼ぶ)を行う装置や、これらの装置と他とを組み合わせた装置であってもよい。また、断層撮影に用いられるのは、核医学診断装置で用いられる放射性薬剤からの放射線に限定されず、後述するX線CT装置で用いられるX線であってもよいし、X線以外の放射線であってもよいし、MRI装置で用いられる電磁波であってもよいし、光であってもよい。 In these inventions described above, an example of the tomography apparatus is a nuclear medicine diagnostic apparatus for obtaining nuclear medicine data of a subject based on radiation generated from the subject to which a radiopharmaceutical is administered, and the image acquisition means The projection data for each phase is acquired based on the radiation. Another example of the tomography apparatus is a nuclear medicine diagnostic apparatus that obtains nuclear medicine data of a subject based on radiation generated from the subject to which a radiopharmaceutical is administered, and irradiates radiation from outside the subject. The image acquisition unit acquires projection data for each phase based on radiation generated from a subject to which a radiopharmaceutical is administered . Note that the tomography apparatus is not limited to a nuclear medicine diagnostic apparatus or a combination of a nuclear medicine diagnostic apparatus and others, but rotates around the axis of the body axis of the subject (rotates within the tomographic plane) A device that performs imaging (also referred to as “tomography”), a device that performs tomography (also referred to as “tomosynthesis”) by moving in a direction other than the axis of the body axis of the subject, and these devices and others The apparatus which combined these may be sufficient. Moreover, what is used for tomography is not limited to radiation from a radiopharmaceutical used in a nuclear medicine diagnostic apparatus, but may be X-rays used in an X-ray CT apparatus described later, or radiation other than X-rays It may be an electromagnetic wave used in an MRI apparatus or light.
上述の核医学診断装置と外部線源を備えた装置とを組み合わせた装置の一例は、外部線源は、被検体の周囲を相対的に回転してX線を照射するX線照射源であって、外部線源を備えた装置は、上述のX線照射源を備えたX線CT装置である。また、核医学診断装置と外部線源を備えた装置とを組み合わせた装置の他の一例は、外部線源は、放射線薬剤と同種の放射線を被検体に照射することである。 In an example of an apparatus that combines the above-described nuclear medicine diagnostic apparatus and an apparatus having an external radiation source, the external radiation source is an X-ray irradiation source that irradiates X-rays by relatively rotating around the subject. An apparatus including an external radiation source is an X-ray CT apparatus including the above-described X-ray irradiation source. Another example of an apparatus that combines a nuclear medicine diagnostic apparatus and an apparatus having an external radiation source is that the external radiation source irradiates the subject with the same type of radiation as the radiopharmaceutical.
核医学診断装置と外部線源を備えた装置とを組み合わせた装置において、核医学診断装置で得られた画像と、外部線源を備えた装置で得られた画像とを重畳出力する重畳出力手段を備えてもよい。この場合には、各位相毎の投影データが完全な投影データとして揃わない場合であったとしても、加算された画像を初期画像として更新を行うので、統計精度が高い画像が得られ、体動を考慮した画像を得ることができる。したがって、重畳出力(重ね合わせ)の対象となる両画像間でのズレが生じることなく、重ね合わせ精度が向上する。 Superimposing output means for superimposing and outputting an image obtained by a nuclear medicine diagnostic apparatus and an image obtained by an apparatus having an external radiation source in a combination of a nuclear medicine diagnostic apparatus and an apparatus having an external radiation source May be provided. In this case, even if the projection data for each phase is not prepared as complete projection data, the added image is updated as the initial image, so that an image with high statistical accuracy is obtained and the body motion is obtained. Can be obtained. Therefore, the overlay accuracy is improved without causing a shift between both images to be superimposed (superposed).
また、核医学診断装置と外部線源を備えた装置とを組み合わせた装置において、核医学診断装置で得られた画像を、外部線源を備えた装置で得られた画像に基づいて補正する画像補正手段を備えてもよい。この場合においても、各位相毎の投影データが完全な投影データとして揃わない場合であったとしても、加算された画像を初期画像として更新を行うので、統計精度が高い画像が得られ、体動を考慮した画像を得ることができる。したがって、補正の対象・基となる両画像間でのズレが生じることなく、補正精度が向上する。 An image obtained by correcting an image obtained by a nuclear medicine diagnostic apparatus based on an image obtained by an apparatus provided with an external radiation source in a combination of a nuclear medicine diagnostic apparatus and an apparatus equipped with an external radiation source. Correction means may be provided. Even in this case, even if the projection data for each phase is not complete as complete projection data, the added image is updated as the initial image, so that an image with high statistical accuracy can be obtained and the body motion can be obtained. Can be obtained. Therefore, the correction accuracy is improved without causing a deviation between both images to be corrected / based.
この発明に係る断層撮影装置によれば、位相毎の投影データを用いて更新を行うので、画像のぼけを防止することができ、初期画像は加算された画像であるので、統計精度の高い画像であり、更新された断層画像も統計精度の高い画像となる。その結果、画像のぼけを防止しつつ、統計精度の高い画像を取得することができる。 According to the tomography apparatus according to the present invention, since updating is performed using projection data for each phase, it is possible to prevent image blurring, and since the initial image is an added image, the image has high statistical accuracy. The updated tomographic image is also an image with high statistical accuracy. As a result, an image with high statistical accuracy can be acquired while preventing blurring of the image.
以下、図面を参照してこの発明の実施例1を説明する。
図1は、実施例1に係るPET装置の側面図であり、図2は、実施例1に係るPET装置のブロック図である。本実施例1では、断層撮影装置として、核医学診断装置を例に採って説明するとともに、核医学診断装置として、PET (Positron Emission Tomography) 装置を例に採って説明する。
FIG. 1 is a side view of the PET apparatus according to the first embodiment, and FIG. 2 is a block diagram of the PET apparatus according to the first embodiment. In the first embodiment, a nuclear medicine diagnosis apparatus will be described as an example of the tomography apparatus, and a PET (Positron Emission Tomography) apparatus will be described as an example of the nuclear medicine diagnosis apparatus.
後述する実施例2、3も含めて、図1に示すように、本実施例1に係るPET装置1は、水平姿勢の被検体Mを載置する天板2を備えている。この天板2は、上下に昇降移動、被検体Mの体軸に沿って平行移動するように構成されている。PET装置1は、天板2に載置された被検体Mを診断するPET検出部3を備えている。その他に、被検体Mの呼吸を検出して呼吸信号を出力する呼吸信号センサ51(図2を参照)を備えている。呼吸信号センサ51については、必ずしもPET装置1に備えられる必要はなく、PET装置1に対して着脱自在に構成して、普段はPET装置1から外れる構成であってもよい。PET装置1は、この発明における核医学診断装置に相当し、この発明における断層撮影装置にも相当する。
As shown in FIG. 1 including Examples 2 and 3 to be described later, the
PET検出部3は、開口部31aを有したガントリ31と被検体Mから発生したγ線を検出するγ線検出器32とを備えている。γ線検出器32は、被検体Mの体軸周りを取り囲むようにしてリング状に配置されており、ガントリ31内に埋設されている。γ線検出器32は、シンチレータブロック32aとライトガイド32bと光電子増倍管(PMT)32c(図3を参照)とを備えている。シンチレータブロック32aは、複数個のシンチレータからなる。放射性薬剤が投与された被検体Mから発生したγ線をシンチレータブロック32aが光に変換して、変換されたその光をライトガイド32bが案内して、光電子増倍管32cが光電変換して電気信号に出力する。γ線検出器32は、この発明における放射線検出手段に相当する。γ線検出器32の具体的な構成については、図3で後述する。
The
続いて、PET装置1のブロック図について説明する。図2に示すように、PET装置1は、上述した天板2やPET検出部3の他に、コンソール4を備えている。PET検出部3は、上述したガントリ31やγ線検出器32の他に、増幅器33とAD変換器34と同時計数回路35とを備えている。
Subsequently, a block diagram of the
コンソール4は、エミッションデータ収集部41とエミッションデータ加算部42とスムージング処理部43と画像再構成部44と緩和パラメータ調整部45と画像更新部46とメモリ部47と入力部48と出力部49とコントローラ50とを備えている。エミッションデータ収集部41は、この発明における画像取得部に相当し、エミッションデータ加算部42は、この発明における画像加算手段に相当し、スムージング処理部43は、この発明における平滑化手段に相当し、画像再構成部44は、この発明における再構成手段に相当し、緩和パラメータ調整部45は、この発明における物理量調整手段に相当し、画像更新部46は、この発明における画像更新手段に相当する。
The
増幅器33は、γ線検出器32で検出されて出力された電気信号を増幅させる。AD変換器34は、増幅器33で増幅された電気信号のアナログ値をディジタル値に変換してディジタル出力する。
The
同時計数回路35は、γ線がγ線検出器32で同時に検出(すなわち同時計数)されたか否かを判定する。同時計数回路35で同時計数されたデータ(エミッションデータ)をコンソール4のエミッションデータ収集部41に送り込む。
The
呼吸信号センサ51は、被検体Mの鼻あるいは口周りに装着されるセンサで、被検体Mの呼吸運動に伴ってセンサ内の空気圧が変化すると、これを検知して電圧値に変換する。この変換された電圧値を呼吸信号(図5を参照)として出力して、コンソール4のエミッションデータ収集部41に送り込む。
The
エミッションデータ収集部41は、同時計数回路35で同時計数されて収集されたエミッションデータを、呼吸信号センサ51からの呼吸信号に同期したタイミングで取り出す。この取り出されたエミッションデータは位相毎の投影データとなる。エミッションデータ収集部41は、位相毎の投影データをエミッションデータ加算部42に送り込むとともに、スムージング処理部43に送り込む。
The emission
エミッションデータ加算部42は、位相毎の投影データ(エミッションデータ)を加算する。加算された画像を画像再構成部44に送り込む。スムージング処理部43は、位相毎の投影データ(エミッションデータ)のスムージングを行うことで平滑化処理を行う。スムージング後の位相毎の投影データを画像更新部46に送り込む。
The emission
画像再構成部44は、加算された画像を再構成して断層画像を生成する。再構成された断層画像を初期画像として、画像更新部46に送り込む。緩和パラメータ調整部45は、後述する逐次近似法で用いられる緩和パラメータλを調整し、調整された緩和パラメータを画像更新部46に送り込む。
The
画像更新部46は、エミッションデータ収集部41で取得され、スムージング処理部43でスムージングが行われた位相毎の投影データに基づいて、画像再構成部44で再構成された初期画像を更新して断層画像を取得する。後述する実施例2、3も含めて、本実施例1では、画像更新部46は、位相毎の投影データに基づいて初期画像を更新し、その更新された画像および位相毎の投影データに基づいて画像をさらに更新する処理を繰り返し行うことで、画像を逐次に近似して更新する逐次近似法を用いて断層画像を取得する。その逐次近似法を行う際に、緩和パラメータ調整部45で調整された緩和パラメータλを用いることでノイズを低減させる。
The
メモリ部47は、コントローラ50を介して、PET検出部3で得られた各々のデータやエミッションデータ収集部41で取得されたあるいはスムージング処理部43でスムージングが行われた位相毎の投影データやエミッションデータ加算部42で加算された画像や画像再構成部44で再構成されたあるいは画像更新部46で更新された断層画像や呼吸信号センサ51で出力された呼吸信号などのデータを書き込んで記憶し、適宜必要に応じて読み出して、コントローラ50を介して、各々のデータを出力部49に送り込んで出力する。メモリ部47は、ROM(Read-only Memory)やRAM(Random-Access Memory)などに代表される記憶媒体で構成されている。
The
入力部48は、オペレータが入力したデータや命令をコントローラ50に送り込む。入力部48は、マウスやキーボードやジョイスティックやトラックボールやタッチパネルなどに代表されるポインティングデバイスで構成されている。出力部49は、モニタなどに代表される表示部やプリンタなどで構成されている。
The
コントローラ50は、後述する実施例2、3も含めて、本実施例1に係るPET装置1を構成する各部分を統括制御する。コントローラ50は、中央演算処理装置(CPU)などで構成されている。PET検出部3で得られた各々のデータやエミッションデータ収集部41で取得されたあるいはスムージング処理部43でスムージングが行われた位相毎の投影データやエミッションデータ加算部42で加算された画像や画像再構成部44で再構成されたあるいは画像更新部46で更新された断層画像や呼吸信号センサ51で出力された呼吸信号などのデータを、コントローラ50を介して、メモリ部47に書き込んで記憶、あるいは出力部49に送り込んで出力する。出力部49が表示部の場合には出力表示し、出力部49がプリンタの場合には出力印刷する。
The
放射性薬剤が投与された被検体Mから発生したγ線をγ線検出器32のうち該当するγ線検出器32のシンチレータブロック32a(図3を参照)が光に変換して、変換されたその光をγ線検出器32の光電子増倍管32c(図3を参照)が光電変換して電気信号に出力する。その電気信号を画像情報(画素値)として同時計数回路35とともに増幅器33に送り込む。
The γ-rays generated from the subject M to which the radiopharmaceutical is administered are converted into light by the
具体的には、被検体Mに放射性薬剤を投与すると、ポジトロン放出型のRIのポジトロンが消滅することにより、2本のγ線が発生する。同時計数回路35は、γ線検出器32のシンチレータブロック32a(図3を参照)の位置とγ線の入射タイミングとをチェックし、被検体Mを挟んで互いに対向位置にある2つのシンチレータブロック32aでγ線が同時に入射したとき(すなわち同時計数したとき)のみ、送り込まれた画像情報を適正なデータと判定する。一方のシンチレータブロック32aのみにγ線が入射したときには、同時計数回路35は、ポジトロンの消滅により生じたγ線ではなくノイズとして扱い、そのときに送り込まれた画像情報もノイズと判定してそれを棄却する。
Specifically, when a radiopharmaceutical is administered to the subject M, two γ rays are generated due to the disappearance of the positron of the positron emission type RI. The
同時計数回路35に送り込まれた画像情報を投影データ(エミッションデータ)として、エミッションデータ収集部41に送り込む。エミッションデータ収集部41は、呼吸信号センサ51からの呼吸信号に同期したタイミングでエミッションデータを取り出すことで、位相毎の投影データを取得して、エミッションデータ加算部42およびスムージング処理部43に送り込む。エミッションデータ加算部42は、位相毎の投影データを加算して画像再構成部44に送り込む。スムージング処理部43は、位相毎の投影データのスムージングを行い、スムージング後の位相毎の投影データを画像更新部46に送り込む。
The image information sent to the
画像再構成部44は、加算された画像を再構成して断層画像を生成し、再構成された断層画像を初期画像として、画像更新部46に送り込む。画像更新部46は、スムージング後の位相毎の投影データに基づいて、初期画像を更新して断層画像を取得する。画像更新部46による逐次近似法の具体的な手法については、図4〜図7で詳しく後述する。
The
次に、本実施例1に係るγ線検出器32の具体的な構成について、図3を参照して説明する。図3は、γ線検出器の具体的構成の概略図である。
Next, a specific configuration of the γ-
γ線検出器32は、深さ方向に減衰時間が互いに異なる検出素子であるシンチレータを複数組み合わせて構成されたシンチレータブロック32aと、シンチレータブロック32aに光学的に結合されたライトガイド32bと、ライトガイド32bに光学的に結合された光電子増倍管32cとを備えて構成されている。シンチレータブロック32a中の各シンチレータは、入射されたγ線によって発光して光に変換することでγ線を検出する。なお、シンチレータブロック32aについては、必ずしも深さ方向(図3ではr)に減衰時間が互いに異なるシンチレータを組み合わせる必要はない。また、深さ方向に2層のシンチレータを組み合わせたが、単層のシンチレータでシンチレータブロック32aを構成してもよい。
The γ-
次に、逐次近似法およびそれによる画像の更新について、図4〜図7を参照して説明する。図4は、実施例1に係る一連の断層画像の取得の流れを示すフローチャートであり、図5(a)は、実施例1と比較のための従来の一連の断層画像の取得の流れを画像で模式化したチャートであり、図5(b)は、実施例1に係る一連の断層画像の取得の流れを画像で模式化したチャートであり、図6は、画素とLORとの関係を模式的に示した図であり、図7は、サブLORを描画したときの図である。 Next, the successive approximation method and the image update by the successive approximation method will be described with reference to FIGS. FIG. 4 is a flowchart illustrating a flow of acquiring a series of tomographic images according to the first embodiment. FIG. 5A illustrates a flow of acquiring a series of conventional tomographic images for comparison with the first embodiment. FIG. 5B is a chart schematically illustrating the flow of acquiring a series of tomographic images according to the first embodiment. FIG. 6 schematically illustrates the relationship between the pixels and the LOR. FIG. 7 is a diagram when a sub-LOR is drawn.
(ステップS1)位相毎の投影データの取得
放射性薬剤が投与された被検体Mを天板2に載置して、被検体Mの鼻あるいは口周りに呼吸信号センサ51を装着する。そして、放射性薬剤が投与された被検体Mから発生したγ線をγ線検出器32が検出して、増幅器33、AD変換器34および同時計数回路35を介して、投影データ(エミッションデータ)をエミッションデータ収集部41に送り込む。ここでは、投影データ(エミッションデータ)として、縦軸を投影方向,横軸を画素としたサイノグラムのようなヒストグラムデータを例に採って説明する。ヒストグラムデータとは、所定の時間で積分されたデータである。これに対して、投影データ(エミッションデータ)として、リストデータを採用してもよい。リストデータとは、イベント毎のデータである。ここで、イベントとは、γ線を検出する事象を言う。
(Step S1) Acquisition of Projection Data for Each Phase The subject M to which the radiopharmaceutical is administered is placed on the top 2 and the
エミッションデータ収集部41は、図5に示すように、呼吸信号センサ51からの呼吸信号(図5では「体動位相」で表記)に同期したタイミングでエミッションデータを取り出すことで、位相毎の投影データを取得する。図5では、呼吸の周期を4分割して、位相1〜4とする(図5では「Phase 1」、「Phase 2」、「Phase 3」、「Phase 4」で表記)。
As shown in FIG. 5, the emission
(ステップS2)スムージング処理
ステップS1で位相毎に投影データを取得したら、スムージング処理部43は各位相毎の投影データのスムージングを行う。体動による形状の変化量を抑えるために得られた各位相毎の投影データは位相分割が行われているので投影データに欠けが生じた結果、統計ノイズ(すなわち高周波成分)を含んでいるので、例えば平滑化フィルタや窓関数等を用いることで、かかる統計ノイズ(高周波成分)を除去する。
(Step S2) Smoothing Processing Once the projection data is acquired for each phase in step S1, the smoothing
(ステップS3)位相毎の投影データの加算
ステップS2での処理とは別に、位相毎の投影データを全て取得したら、エミッションデータ加算部42は位相毎の投影データを加算する。加算された画像を、図5では「All」と表記する。
(Step S3) Addition of Projection Data for Each Phase When all the projection data for each phase is acquired separately from the processing in step S2, the emission
(ステップS4)画像の再構成
ステップS3で加算された画像を画像再構成部44は再構成する。再構成処理については、周知のフィルタード・バックプロジェクション(FBP: Filtered Back Projection)(「フィルタ補正逆投影法」とも呼ばれる)を用いたフェルドカンプ(Feldkamp)法や、ここで述べる逐次近似法を行えばよい。本実施例1では、逐次近似法について詳しく述べる。
(Step S4) Image Reconstruction The
逐次近似法として、Nakamura T, Kudo H: Derivation and implementation of ordered-subsets algorithms for list-mode PET data, IEEE Nuclear Science Symposium Conference Record: 1950-1954, 2005や田中栄一, 「PET画像の再構成法の現状と展望」,日本放射線技術学会雑誌, 浜松ホトニクス株式会社, p.771−777の文献を参照して、DRAMA法(Dynamic Row-Action Maximum Likelihood Algorithm)を例に採って説明する。再構成される画素をj(j=0,1,…,J−1)とし、再構成される画素値をxjとし、γ線検出器32で同時計数されるLOR(Line Of Response)をLORi(i=0,1,…,I−1)とする。LORとは、同時計数する2つの検出器を結ぶ仮想上の直線のことである。したがって、画素jとLORとの関係は、図6、図7(a)に示す通りである。
As the successive approximation method, Nakamura T, Kudo H: Derivation and implementation of ordered-subsets algorithms for list-mode PET data, IEEE Nuclear Science Symposium Conference Record: 1950-1954, 2005 and Eiichi Tanaka, “ “Current Status and Prospect”, Journal of Japanese Society of Radiological Technology, Hamamatsu Photonics, Inc., p. A DRAMA method (Dynamic Row-Action Maximum Likelihood Algorithm) will be described as an example with reference to documents 771-777. The reconstructed pixel is j (j = 0, 1,..., J−1), the reconstructed pixel value is x j, and the LOR (Line Of Response) simultaneously counted by the γ-
また、画素jから放出されたγ線がLORiで検出される確率(「吸収確率」とも呼ばれる)をaijとする。吸収確率aijは「システム行列」とも呼ばれ、PET装置1の検出特性を表す。対象となるLORiに対して(図7では一点鎖線で図示)に対して間隔ΔLでS本のサブLOR(図7(b)では二点鎖線で図示)を描いた図は、図7(b)となる。このとき対象となるLORiも含めてS本のサブLORによって分割される微小領域の個数もSとなる。なお、図7(b)では、各々のサブLORを平行に図示したが、必ずしも平行である必要はない。また、サブLORは等間隔である必要はない。
Also, a probability that γ-rays emitted from the pixel j are detected by LOR i (also called “absorption probability”) is a ij . The absorption probability a ij is also called a “system matrix” and represents the detection characteristic of the
ここで、視野内の位置rから放出されたγ線がi番目の投影データとなる確率は、「検出器応答関数(DRF: Detector Response Function)」と呼ばれ(図7(b)では「DRF」で表記)、hi(r)で表す。シンチレータ素子の線減弱係数をμとし、シンチレータ素子A内でのγ線の経路長をDiAとし、シンチレータ素子Aへの入射前のシンチレータブロック32a(図3を参照)内での経路長をD´iAとし、注目素子B内でのγ線の経路長をDiBとし、注目素子B内への入射前のシンチレータブロック32a(図3を参照)内での経路長をD´iBとすると、DRFは、下記(1)式のように表される。
Here, the probability that the γ-ray emitted from the position r in the field of view becomes the i-th projection data is called a “detector response function (DRF)” (in FIG. 7B, “DRF ”) And h i (r). The linear attenuation coefficient of the scintillator element is μ, the path length of γ rays in the scintillator element A is DiA, and the path length in the
上記(1)式で求められたhi(r)を、図7(b)に示すように、ある微小領域sではhisで表し、対象となるLiも含めて各々のサブLORが画素jと交わる長さをljsで表すと、システム行列中の要素(すなわち吸収確率aij)は、上述した長さljsをDRF(his)で重み付けて足し合わせた下記(2)式で表される。 Said the (1) h i (r) obtained by the equation, as shown in FIG. 7 (b), expressed in certain very small area s in h IS, the target L i including in each of the sub-LOR pixel when the lengths that intersects the j in l js, elements of the system matrix in (i.e. absorption probability a ij) is the combined formula (2) below added to weighted length l js described above in DRF (h iS) expressed.
上記(2)式中のhis,ljsの積(his・ljs)によって、γ線が検出器の微小領域sで検出される吸収確率aij (s)は下記(3)式のように表される。 Above (2) h IS in the formula, the product of l js (h is · l js ), the absorption probability a ij of γ-rays are detected by the micro area s of the detector (s) is the following formula (3) of It is expressed as follows.
したがって、上記(2)式、(3)式をまとめると、吸収確率aij (s)の和によってaijは下記(4)式のように表される。 Therefore, when the above formulas (2) and (3) are put together, a ij is expressed as the following formula (4) by the sum of the absorption probabilities a ij (s) .
上記(4)式を用いてaij (s)を加算していけば、システム行列中の要素であるaijを求めることができる。 If a ij (s) is added using the above equation (4), a ij that is an element in the system matrix can be obtained.
画像再構成部44は、このように求められたシステム行列に基づいて加算された画像(画素値)を用いてDRAMA法により再構成する。同時計数されたLORiをM個のサブセットSm(m=0,1,…,M−1)に分割する。各画素jに関し、n回目(n=0,1,…)の反復におけるm番目のサブセットに対応する画素値更新が行われる直前,直後の画素値をそれぞれxj (n,m),xj (n,m+1)とする。
The
偶発、散乱イベントや吸収の効果を無視した場合、画素値xj (n,m)の更新式は下記(5)式のように表される。 When the effects of random events, scattering events, and absorption are ignored , the update formula for the pixel value x j (n, m) is expressed as the following formula (5).
なお、上記(5)式中のλ(n,m)は緩和パラメータ(relaxation parameter)であり、上記(5)式中のCjは規格化行列(normalization matrix)である。また、β0は、下記(6)式のように表され、ノイズの伝搬が各近似内で一定になるように決められる。また、yiは、測定データであり、このステップS4(画像の再構成)ではステップS3で加算された投影データの画像(画素値)をyiとして上記(5)式に代入し、後述するステップS5(画像の更新)では位相毎の投影データ(エミッションデータ)の画像(画素値)をyiとして上記(5)式に代入する。 Note that λ (n, m) in the above equation (5) is a relaxation parameter, and C j in the above equation (5) is a normalization matrix. Β 0 is expressed by the following equation (6), and is determined so that noise propagation is constant within each approximation. Also, y i is measurement data, and in this step S4 (image reconstruction), the projection data image (pixel value) added in step S3 is substituted as y i into the above equation (5), which will be described later. In step S5 (image update), the image (pixel value) of projection data (emission data) for each phase is substituted into the above equation (5) as y i .
ここで、上記(6)式中のg(Δm)は任意の2つのサブセットのLORの幾何学的相関関数で、Δmはその2つのサブセット番号の差である。β0の実際の計算方法については文献(Tanaka E, Kudo H: Subset-dependent relaxation in block-iterative algorithms for image reconstruction in emission tomography. In: Phys Med Biol 48, 1405-1422, 2003)を参照されたい。
Here, g (Δm) in the above equation (6) is a geometric correlation function of LOR of any two subsets, and Δm is a difference between the two subset numbers. The actual calculation method literature for the β 0 (Tanaka E, Kudo H :. Subset-dependent relaxation in block-iterative algorithms for image reconstruction in emission tomography In:
また、緩和パラメータλ(上記(5)式では「λ(n,m)」)は、収束を制御する緩和係数であり、緩和パラメータが1に近いほど収束は速いが、データがノイズを含む場合には、周期的に変動する「リミットサイクル」現象が甚だしいので、0≦λ(n,m)≦1の間を満たすように緩和パラメータを適当に選択する。また、後述するRAMLA法の場合には、適当な初期値から緩和パラメータλ(RAMLA法ではλ(n))が徐々に小さくなるように選び、例えばλ(n)=a/(n/b+1)の式が用いられる。ただし、aはλ(n)の初期値を決めるパラメータ、bはλ(n)の減少の度合いを決めるパラメータで、これらの値については経験的に決められる。 Further, the relaxation parameter λ (“λ (n, m) ” in the above equation (5)) is a relaxation coefficient that controls convergence. When the relaxation parameter is closer to 1, the convergence is faster, but the data contains noise. Therefore, since the “limit cycle” phenomenon that fluctuates periodically is significant, the relaxation parameter is appropriately selected so that 0 ≦ λ (n, m) ≦ 1 is satisfied. In the case of the RAMLA method to be described later, the relaxation parameter λ (λ (n) in the RAMLA method) is selected from an appropriate initial value so as to gradually decrease, for example, λ (n) = a / (n / b + 1). The following formula is used. Where, a parameter which determines the initial value of λ (n), b is a parameter which determines the degree of reduction of the lambda (n), determined empirically for these values.
先ず、上記(4)式を用いて求められたaijを、考えられる全てのLORiで加算し、Σaij(i=0,1,…までのaijの総和)を求める。Σaijは再構成された画像(再構成画像)と等しいサイズを持つ画像で、画素jがいずれかのLORiで検出される確率を表すので、「感度分布マップ」と呼ぶ。この感度分布マップを用いることで、上記(5)式中のCjを求めることができる。 First, a ij obtained using the above equation (4) is added by all possible LOR i to obtain Σa ij (the sum of a ij up to i = 0, 1,...). Σa ij is an image having the same size as the reconstructed image (reconstructed image), and represents the probability that the pixel j is detected by any one of the LOR i . Therefore, it is called a “sensitivity distribution map”. By using this sensitivity distribution map, C j in the above equation (5) can be obtained.
具体的には、初期画像であるxj (0,0)を適宜に設定する。初期画像xj (0,0)については、例えば一様な画素値を有する画像であればよく、xj (0,0)>0とする。設定された初期画像xj (0,0)と、上記(4)式を用いて求められたaijと、ステップS3で加算された投影データの画像(画素値)yiとを用いて、上記(5)式に繰り返し代入することで、xj (0,0),…,xj (0,M−1)が逐次に求められ、最終的に求められたxj (0,M−1)をxj (1,0)とすることでxj (1,0)に繰り上げる。以下、同様に、xjを順に繰り上げる(xj (0,0),xj (1,0)…,xj (n,0))。反復を表すnの回数については特に限定されず、適宜に設定すればよい。このように最終的に求められたxjをそれに対応する画素jごとに並べることで、ステップS3で加算された画像を画像再構成部44は再構成して断層画像を生成する。この再構成された断層画像を初期画像とする。
Specifically, the initial image x j (0, 0) is set appropriately. The initial image x j (0,0) may be an image having a uniform pixel value, for example, and x j (0,0) > 0. Using the set initial image x j (0, 0) , a ij obtained using the above equation (4), and the projection data image (pixel value) y i added in step S3, By repeatedly substituting into the above equation (5), x j (0,0) ,..., X j (0, M−1) are sequentially obtained, and finally obtained x j (0, M− 1) is raised to x j (1, 0) by setting x j (1, 0) . Hereinafter, similarly, x j is sequentially incremented (x j (0,0) , x j (1,0) ..., X j (n, 0) ). The number of times that represents repetition is not particularly limited, and may be set as appropriate. Thus finally the obtained x j by arranging for each pixel j corresponding thereto, to generate a tomographic image summed image in step S3, the
なお、システム行列に基づいた再構成については、上述したDRAMA法に限定されず、スタティックな(つまり静的な)RAMLA法(Row-Action Maximum Likelihood Algorithm)でもよいし、ML−EM法(Maximum Likelihood Expectation Maximization)でもよいし、OSEM法(Ordered Subset ML-EM)でもよい。上記(5)式のような逐次近似式を用いた逐次近似法を用いて再構成するのが好ましい。ただし、緩和パラメータλを用いて、ノイズを低減させるのであれば、緩和パラメータを用いたDRAMA法あるいはRAMLA法を用いた逐次近似法を行って再構成するのがより好ましい。 The reconstruction based on the system matrix is not limited to the above-described DRAMA method, but may be a static (that is, static) RAMLA method (Row-Action Maximum Likelihood Algorithm) or an ML-EM method (Maximum Likelihood). Expectation Maximization) or OSEM method (Ordered Subset ML-EM) may be used. It is preferable to perform reconstruction using a successive approximation method using a successive approximation expression such as the above formula (5). However, if noise is reduced using the relaxation parameter λ, it is more preferable to perform reconstruction by performing a successive approximation method using the DRAMA method or the RAMLA method using the relaxation parameter.
ここまでの手法は、再構成の対象が従来の場合には位相毎の投影データであったのに対して、本実施例1の場合には加算された画像であるのを除けば、従来の画像の再構成手法と同じで、以降のステップS5での画像の更新が、この発明の特徴部分となる(図5(b)を参照)。 The method up to this point is the projection data for each phase when the object of reconstruction is conventional, but in the case of the first embodiment, except for the added image, In the same manner as the image reconstruction method, the image update in the subsequent step S5 is a characteristic part of the present invention (see FIG. 5B).
(ステップS5)画像の更新
ステップS2でスムージングされたスムージング後の位相毎の投影データに基づいて、ステップS4で再構成された初期画像を画像更新部46は更新して、最終的な断層画像を取得する。逐次近似法については、ステップS4での画像の再構成と同じ式((1)式〜(6)式)を用いる。
(Step S5) Image Update The
ただし、上記(5)式に代入される測定データyiが、上述のステップS4(画像の再構成)ではステップS3で加算された投影データの画像(画素値)であったのに対して、このステップS5(画像の更新)では位相毎の投影データ(エミッションデータ)の画像(画素値)となる。また、初期画像であるxj (0,0)が、上述のステップS4(画像の再構成)では、適宜に設定された画像(例えば一様な画素値を有する画像)であったのに対して、このステップS5(画像の更新)ではステップS4で再構成された初期画像となる。さらに、上記(5)式で用いられるサブセットSmの個数Mは、全位相の個数に一致する。 However, the measurement data y i substituted into the above equation (5) is the image (pixel value) of the projection data added in step S3 in the above-described step S4 (image reconstruction). In step S5 (image update), an image (pixel value) of projection data (emission data) for each phase is obtained. In addition, the initial image x j (0, 0) is an appropriately set image (for example, an image having a uniform pixel value ) in the above-described step S4 (image reconstruction). In this step S5 (image update), the initial image reconstructed in step S4 is obtained. Further, the number M of subsets S m used in the above equation (5) corresponds to the number of full phase.
具体的には、ステップS4で再構成された初期画像xj (0,0)と、上記(4)式を用いて求められたaijと、ステップS2でスムージングされたスムージング後の位相毎の投影データ(画素値)yiとを用いて、上記(5)式に繰り返し代入することで、xj (0,0),…,xj (0,M−1)が逐次に求められ、最終的に求められたxj (0,M−1)をxj (1,0)とすることでxj (1,0)に繰り上げる。以下、同様に、xjを順に繰り上げる(xj (0,0),xj (1,0)…,xj (n,0))。このとき、n回目において逐次に求められるxj (n,0),…,xj (n,M−1)が、更新された各位相毎の画像(断層画像)となる。このようにして、画像更新部46は更新して、最終的な断層画像を取得する。
Specifically, the initial image x j (0, 0) reconstructed in step S4, a ij obtained using the above equation (4), and the phase after smoothing smoothed in step S2 X j (0,0) ,..., X j (0, M−1) are sequentially obtained by repeatedly substituting into the above equation (5) using the projection data (pixel value) y i . advancing the final the obtained x j (0, M-1 ) to x j (1, 0) by the x j (1,0). Hereinafter, similarly, x j is sequentially incremented (x j (0,0) , x j (1,0) ..., X j (n, 0) ). At this time, x j (n, 0) ,..., X j (n, M−1) obtained sequentially at the n-th time becomes an updated image (tomographic image) for each phase. In this way, the
上述の構成を備えた本実施例1に係るPET装置1によれば、位相毎の投影データをエミッションデータ収集部41は取得し、そのエミッションデータ収集部41で取得された位相毎の投影データをエミッションデータ加算部42は加算する。そのエミッションデータ加算部42で加算された画像を画像再構成部44は再構成して断層画像を取得し、その画像再構成部44で再構成された断層画像を初期画像として、エミッションデータ収集部41で取得された位相毎の投影データに基づいて初期画像を画像更新部46は更新して最終的な(位相毎の)断層画像を取得する。位相毎の投影データを用いて更新を行うので、画像のぼけを防止することができる。一方、初期画像は加算された画像であるので、統計精度の高い画像であり、更新された断層画像も統計精度の高い画像となる。その結果、画像のぼけを防止しつつ、統計精度の高い画像を取得することができる。
According to the
本実施例1では、画像更新部46は、位相毎の投影データに基づいて初期画像を更新し、その更新された画像および位相毎の投影データに基づいて画像をさらに更新する処理を繰り返し行うことで、画像を逐次に近似して更新する逐次近似法を用いて断層画像を取得している。このような逐次近似法を用いて各更新された画像および位相毎の投影データに基づいて画像を逐次に近似して更新することで、統計ノイズを低減させて収束させて、統計精度の高い画像を取得することができる。
In the first embodiment, the
上述した逐次近似法を用いる場合には、好ましくは、画像更新部46による逐次近似法で用いられる物理量(本実施例1では緩和パラメータλ)を調整する物理量調整手段(本実施例1では緩和パラメータ調整部45)を備えている。逐次近似法の場合には、基となるデータが統計ノイズを含むときには、逐次近似法を行うことで、「リミットサイクル」と呼ばれる周期解に収束して、統計ノイズが大きくなるのみならず、周期的に変動する現象がある。その結果、基となる初期画像や位相毎の投影データよりもノイズが増幅する場合がある。そこで、画像更新部46による逐次近似法で用いられる物理量(緩和パラメータλ)を調整する物理量調整手段(緩和パラメータ調整部45)が調整することで、かかる現象を防止して、基となる初期画像や位相毎の投影データよりもノイズを低減させることができる。
When the above-described successive approximation method is used, it is preferable that physical quantity adjusting means (relaxation parameter in the first embodiment) that adjusts a physical quantity (relaxation parameter λ in the first embodiment) used in the successive approximation method by the
ノイズを低減させるためには、本実施例1では、緩和パラメータλを調整する以外に、位相毎の投影データを平滑化処理(スムージング処理)するスムージング処理部43を備え、そのスムージング処理部43でスムージングされた位相毎の投影データに基づいて画像更新部46は更新している。逐次近似法のときのみに限定されず、基となるデータ(本実施例1では位相毎の投影データ)がノイズを含むときには、そのデータに基づいて更新を行うことで、基となるデータよりもノイズが増幅する場合がある。体動による形状の変化量を抑えるために得られた位相毎の投影データは位相分割が行われているので投影データに欠けが生じた結果、統計ノイズ(すなわち高周波成分)が含まれていると仮定できるので、位相毎の投影データをスムージング処理して、そのスムージングされた位相毎の投影データに基づいて画像更新部46は更新することで、基となる初期画像や位相毎の投影データよりもノイズを低減させることができる。
In order to reduce noise, the first embodiment includes a smoothing
本実施例1では、断層撮影装置として、放射性薬剤が投与された被検体Mから発生した放射線(特に本実施例1ではγ線)に基づいて被検体Mの核医学用データを求める核医学診断装置(特に本実施例1ではPET装置1)を例に採って説明している。エミッションデータ収集部41は、γ線に基づいて位相毎の投影データを取得している。
In the first embodiment, as a tomography apparatus, a nuclear medicine diagnosis for obtaining nuclear medicine data of a subject M based on radiation generated from the subject M to which a radiopharmaceutical has been administered (particularly, γ rays in the first embodiment). An apparatus (particularly, the
次に、図面を参照してこの発明の実施例2を説明する。
図8は、実施例2に係るPET−CT装置の側面図であり、図9は、実施例2に係るPET−CT装置のブロック図である。本実施例2では、断層撮影装置として、核医学診断装置と外部線源を備えた装置とを組み合わせた装置を例に採って説明するとともに、核医学診断装置として、PET (Positron Emission Tomography) 装置を例に採って説明し、外部線源を備えた装置として、X線CT装置を例に採って説明する。したがって、本実施例2では、断層撮影装置として、PET装置とX線CT装置とを組み合わせたPET−CT装置を例に採って説明する。
Next,
FIG. 8 is a side view of the PET-CT apparatus according to the second embodiment, and FIG. 9 is a block diagram of the PET-CT apparatus according to the second embodiment. In the second embodiment, a tomography apparatus will be described by taking an example of a combination of a nuclear medicine diagnosis apparatus and an apparatus provided with an external radiation source, and a PET (Positron Emission Tomography) apparatus as a nuclear medicine diagnosis apparatus. An X-ray CT apparatus will be described as an example of an apparatus provided with an external radiation source. Therefore, in the second embodiment, as a tomography apparatus, a PET-CT apparatus in which a PET apparatus and an X-ray CT apparatus are combined will be described as an example.
図8に示すように、本実施例2に係るPET−CT装置1は、上述した実施例1と同様に、天板2とPET検出部3とを備えている。本実施例2では、PET−CT装置1は、X線CT装置6を備えている。PET検出部3については、上述した実施例1と同じであるので、その説明を省略する。PET−CT装置1は、この発明における核医学診断装置と外部線源を備えた装置とを組み合わせた装置に相当し、この発明における断層撮影装置にも相当する。X線CT装置6は、この発明における外部線源を備えた装置に相当する。
As shown in FIG. 8, the PET-
X線CT装置6は、開口部61aを有したガントリ61を備えている。ガントリ61内には、被検体MにX線を照射するX線管62と、被検体Mを透過したX線を検出するX線検出器63とを配設している。X線管62およびX線検出器63が互いに対向位置になるようにそれぞれを配設しており、モータ(図示省略)の駆動によってガントリ61内でX線管62およびX線検出器63を被検体Mの体軸の軸心周りに回転させる。本実施例2では、X線検出器63としてフラットパネル型X線検出器(FPD)を採用している。もちろん、フラットパネル型X線検出器(FPD)以外のX線検出器を用いてもよい。X線管62は、この発明における外部線源に相当し、この発明におけるX線照射源にも相当する。
The
図8(a)では、PET検出部3のガントリ31とX線CT装置6のガントリ61とを互いに別体としたが、図8(b)に示すように、一体型に構成してもよい。
In FIG. 8A, the
続いて、PET−CT装置1のブロック図について説明する。図9に示すように、PET−CT装置1は、上述した天板2やPET検出部3の他に、コンソール4を備えている。PET検出部3およびコンソール4のブロック図については、CTデータ収集部64を除けば、上述した実施例1と同じであるので、その説明を省略する。
Subsequently, a block diagram of the PET-
CTデータ収集部64は、X線検出器63で検出されたX線に基づいて投影データをCTデータ(X線CT用のデータ)として収集する。上述した実施例1と同様に、CTデータを、呼吸信号センサ51からの呼吸信号に同期したタイミングで取り出す。この取り出されたCTデータも、エミッションデータ収集部41で収集されたエミッションデータと同様に、位相毎の投影データとなる。CTデータ収集部64は、位相毎の投影データを画像再構成部44に送り込むとともに、コントローラ50を介して、画像更新部46などに送り込む。
The CT
画像再構成部44は、実施例1と同様のエミッションデータの再構成を行ってPET画像の断層画像を取得するとともに、本実施例2では、CTデータの再構成を行ってCT画像の断層画像を取得する。CT画像の再構成処理についても、例えばフェルドカンプ(Feldkamp)法に示されるように特に限定されない。また、PET画像の断層画像を取得すべく再構成を行う際に、逐次近似法を採用する場合には、CTデータを吸収確率aijに作用させてから行ってもよい。この場合には、被検体Mの体内でのγ線の吸収を考慮した吸収補正が再構成とともに行われ、逐次近似法での再構成により取得されたPET画像の断層画像も、被検体Mの体内でのγ線の吸収を考慮した吸収補正後のデータとして得られる。この場合には、画像再構成部44は、この発明における画像補正手段に相当する。
The
本実施例2では、画像更新部46は、位相毎の投影データに基づいて初期画像を更新して断層画像を取得する際に、逐次近似法を採用する場合には、逐次近似法を採用した画像再構成部44の説明でも述べたのと同様の手法で、CTデータを吸収確率aijに作用させてから行ってもよい。この場合には、吸収補正が画像更新とともに行われ、逐次近似法での画像更新により取得されたPET画像の断層画像も、被検体Mの体内でのγ線の吸収を考慮した吸収補正後のデータとして得られる。この場合には、画像更新部46は、この発明における画像補正手段に相当する。
In the second embodiment, the
また、本実施例2では、出力部49は、画像再構成部44で再構成され画像更新部46で更新されたPET画像の断層画像を出力するとともに、画像再構成部44で再構成されたCT画像の断層画像も出力する。また、PET画像の断層画像とCT画像の断層画像とを重畳出力することも可能である。本実施例2での出力部49は、この発明における重畳出力手段に相当する。
In the second embodiment, the
実施例1でも述べたように、同時計数回路35に送り込まれた画像情報を投影データ(エミッションデータ)として、エミッションデータ収集部41に送り込み、呼吸信号センサ51からの呼吸信号に同期したタイミングでエミッションデータを取り出すことで、位相毎の投影データを取得する。一方、X線管62およびX線検出器63を回転させながらX線管62から被検体MにX線を照射して、被検体Mの外部から照射されて被検体Mを透過したX線をX線検出器63が電気信号に変換することでX線を検出する。X線検出器63で変換された電気信号を画像情報(画素値)としてCTデータ収集部64に送り込む。CTデータ収集部64は、送り込まれた画像情報の分布をX線検出器63の投影面に投影された投影データ(CTデータ)として収集する。CTデータ収集部64は、呼吸信号センサ51からの呼吸信号に同期したタイミングでCTデータを取り出すことで、位相毎の投影データを取得する。
As described in the first embodiment, the image information sent to the
上述の構成を備えた本実施例2に係るPET−CT装置1によれば、上述した実施例1と同様に、位相毎の投影データを用いて更新を行うので、画像のぼけを防止することができ、初期画像は加算された画像であるので、統計精度の高い画像であり、更新された断層画像も統計精度の高い画像となる。その結果、画像のぼけを防止しつつ、統計精度の高い画像を取得することができる。
According to the PET-
本実施例2では、放射性薬剤が投与された被検体Mから発生した放射線(特に本実施例2ではγ線)に基づいて被検体Mの核医学用データを求める核医学診断装置(本実施例2ではPET装置)と、被検体Mの外部から放射線(本実施例2ではX線)を照射する外部線源(本実施例2ではX線管62)を備えた装置(本実施例2ではX線CT装置6)とを組み合わせた装置(特に本実施例2ではPET−CT装置1)を例に採って説明している。上述した実施例1と同様に、エミッションデータ収集部41は、γ線に基づいて位相毎の投影データを取得している。
In the second embodiment, a nuclear medicine diagnostic apparatus for obtaining nuclear medicine data of the subject M based on radiation generated from the subject M to which the radiopharmaceutical is administered (particularly, γ rays in the second embodiment) (this embodiment) 2 is a PET apparatus) and an apparatus (in this
本実施例2では、核医学診断装置と外部線源を備えた装置とを組み合わせた装置として、外部線源は、被検体Mの周囲を相対的に回転してX線を照射するX線照射源(X線管62)であって、外部線源を備えた装置は、上述のX線照射源を備えたX線CT装置6である。なお、本実施例2では、被検体Mを固定した状態で、X線管62を回転(本実施例2では被検体Mの体軸の軸心周りの回転)させたが、天板2を回転させることで被検体Mを回転させて、X線管62を固定させることで、X線管62は、被検体Mの周囲を相対的に回転するようにしてもよい。また、被検体MおよびX線管62をそれぞれ別の回転速度で回転させることで、X線管62は、被検体Mの周囲を相対的に回転するようにしてもよい。
In the second embodiment, as an apparatus that combines a nuclear medicine diagnosis apparatus and an apparatus provided with an external radiation source, the external radiation source performs X-ray irradiation that irradiates X-rays by relatively rotating around the subject M. An apparatus that is a source (X-ray tube 62) and includes an external radiation source is the
本実施例2では、核医学診断装置(本実施例2ではPET装置)で得られた画像(本実施例2ではPET画像の断層画像)と、外部線源(本実施例2ではX線管62)を備えた装置(X線CT装置6)で得られた画像(本実施例2ではCT画像の断層画像)とを出力部49は重畳出力してもよい。この場合には、各位相毎の投影データが完全な投影データとして揃わない場合であったとしても、加算された画像を初期画像として更新を行うので、統計精度が高い画像が得られ、体動を考慮した画像を得ることができる。したがって、重畳出力(重ね合わせ)の対象となる両画像間でのズレが生じることなく、重ね合わせ精度が向上する。
In the second embodiment, an image (a tomographic image of a PET image in the second embodiment) obtained by a nuclear medicine diagnostic apparatus (PET apparatus in the second embodiment) and an external source (an X-ray tube in the second embodiment). 62), the
本実施例2では、核医学診断装置(本実施例2ではPET装置)で得られた画像(本実施例2ではPET画像の断層画像)を、外部線源(本実施例2ではX線管62)を備えた装置(本実施例2ではX線CT装置6)で得られた画像(本実施例2ではCTデータ)に基づいて画像再構成部44あるいは画像更新部46は補正してもよい。この場合においても、各位相毎の投影データが完全な投影データとして揃わない場合であったとしても、加算された画像を初期画像として更新を行うので、統計精度が高い画像が得られ、体動を考慮した画像を得ることができる。したがって、補正の対象・基となる両画像間でのズレが生じることなく、補正精度が向上する。
In the second embodiment, an image (a tomographic image of a PET image in the second embodiment) obtained by a nuclear medicine diagnostic apparatus (PET apparatus in the second embodiment) is used as an external source (an X-ray tube in the second embodiment). 62) (the
次に、図面を参照してこの発明の実施例3を説明する。
図10は、実施例3に係るトランスミッション型のPET装置の側面図であり、図11は、実施例3に係るトランスミッション型のPET装置のブロック図である。本実施例3では、断層撮影装置として、核医学診断装置と外部線源を備えた装置とを組み合わせた装置を例に採って説明するとともに、核医学診断装置として、PET (Positron Emission Tomography) 装置を例に採って説明し、外部線源を備えた装置として、トランスミッション装置を例に採って説明する。したがって、本実施例3では、断層撮影装置として、PET装置とトランスミッション装置とを組み合わせたトランスミッション型のPET装置を例に採って説明する。
Next,
FIG. 10 is a side view of the transmission-type PET apparatus according to the third embodiment, and FIG. 11 is a block diagram of the transmission-type PET apparatus according to the third embodiment. In the third embodiment, a tomography apparatus will be described by taking an example of a combination of a nuclear medicine diagnosis apparatus and an apparatus provided with an external radiation source, and a PET (Positron Emission Tomography) apparatus as a nuclear medicine diagnosis apparatus. As an example of a device provided with an external radiation source, a transmission device will be described. Therefore, in the third embodiment, a transmission type PET apparatus in which a PET apparatus and a transmission apparatus are combined will be described as an example of the tomography apparatus.
図10に示すように、本実施例3に係るトランスミッション型のPET装置1は、上述した実施例1、2と同様に、天板2とPET検出部3とを備えている。本実施例3では、上述した実施例2のX線CT装置6の替わりにトランスミッション装置7を備えている。PET検出部3については、上述した実施例1、2と同じであるので、その説明を省略する。トランスミッション型のPET装置1は、この発明における核医学診断装置と外部線源を備えた装置とを組み合わせた装置に相当し、この発明における断層撮影装置にも相当する。トランスミッション装置7は、この発明における外部線源を備えた装置に相当する。
As shown in FIG. 10, the transmission-
トランスミッション装置7は、開口部71aを有したガントリ71を備えている。ガントリ71内には、被検体Mに投与する放射性薬剤、すなわち放射性同位元素(RI)と同種の放射線(本実施例3ではγ線)を照射させる線源72と、被検体Mを透過したγ線を検出するトランスミッション検出器73とを配設している。モータ(図示省略)の駆動によってガントリ71内で線源72を被検体Mの体軸の軸心周りに回転させる。トランスミッション検出器73については被検体Mの体軸の軸心周りにリング状に配設しており、静止させている。もちろん、線源72と同様に、トランスミッション検出器73を被検体Mの体軸の軸心周りに回転させてもよい。線源72は、この発明における外部線源に相当する。
The
図10(a)では、PET装置3のガントリ31とトランスミッション装置7のガントリ71とを互いに別体としたが、上述した実施例2と同様に、図10(b)に示すように、一体型に構成してもよい。
In FIG. 10A, the
続いて、トランスミッション型のPET装置1のブロック図について説明する。図11に示すように、トランスミッション型のPET装置1は、上述した天板2やPET検出部3やトランスミッション装置7の他に、コンソール4を備えている。PET検出部3およびコンソール4のブロック図については、トランスミッションデータ収集部74を除けば、上述した実施例1、2と同じであるので、その説明を省略する。
Next, a block diagram of the transmission
トランスミッションデータ収集部74は、トランスミッション検出器73で検出されたγ線に基づいてγ線吸収係数の分布データをトランスミッションデータ(吸収補正データ)として収集する。上述した実施例1、2と同様に、トランスミッションデータを、呼吸信号センサ51からの呼吸信号に同期したタイミングで取り出す。この取り出されたトランスミッションデータも、エミッションデータ収集部41で収集されたエミッションデータや実施例2においてCTデータ収集部64で収集されたCTデータと同様に、位相毎の投影データとなる。トランスミッションデータ収集部74は、位相毎の投影データを画像再構成部44に送り込むとともに、コントローラ50を介して、画像更新部46などに送り込む。
The transmission
画像再構成部44は、実施例1、2と同様のエミッションデータの再構成を行ってPET画像の断層画像を取得する。また、PET画像の断層画像を取得すべく再構成を行う際に、逐次近似法を採用する場合には、トランスミッションデータを吸収確率aijに作用させてから行ってもよい。この場合には、被検体Mの体内でのγ線の吸収を考慮した吸収補正が再構成とともに行われ、逐次近似法での再構成により取得されたPET画像の断層画像も、被検体Mの体内でのγ線の吸収を考慮した吸収補正後のデータとして得られる。この場合には、画像再構成部44は、この発明における画像補正手段に相当する。
The
本実施例3では、画像更新部46は、位相毎の投影データに基づいて初期画像を更新して断層画像を取得する際に、逐次近似法を採用する場合には、逐次近似法を採用した画像再構成部44の説明でも述べたのと同様の手法で、トランスミッションデータを吸収確率aijに作用させてから行ってもよい。この場合には、吸収補正が画像更新とともに行われ、逐次近似法での画像更新により取得されたPET画像の断層画像も、被検体Mの体内でのγ線の吸収を考慮した吸収補正後のデータとして得られる。この場合には、画像更新部46は、この発明における画像補正手段に相当する。
In the third embodiment, the
実施例1、2でも述べたように、同時計数回路35に送り込まれた画像情報を投影データ(エミッションデータ)として、エミッションデータ収集部41に送り込み、呼吸信号センサ51からの呼吸信号に同期したタイミングでエミッションデータを取り出すことで、位相毎の投影データを取得する。一方、線源72を回転させながら線源72から被検体Mにγ線を照射して、被検体Mの外部から照射されて被検体Mを透過したγ線をトランスミッション検出器73が電気信号に変換することでγ線を検出する。トランスミッション検出器73で変換された電気信号を画像情報(画素値)としてトランスミッションデータ収集部74に送り込む。トランスミッションデータ収集部74は、送り込まれた画像情報に基づいてトランスミッションデータ(吸収補正データ)を求める。トランスミッションデータ収集部74は、γ線またはX線の吸収係数とエネルギとの関係を表す演算を利用することで、CT用の投影データ、すなわちX線吸収係数の分布データをγ線吸収係数の分布データに変換して、γ線吸収係数の分布データをトランスミッションデータ(吸収補正データ)として収集する。トランスミッションデータ収集部74は、呼吸信号センサ51からの呼吸信号に同期したタイミングでトランスミッションデータを取り出すことで、位相毎の投影データを取得する。
As described in the first and second embodiments, the image information sent to the
上述の構成を備えた本実施例3に係るトランスミッション型のPET装置1によれば、上述した実施例1と同様に、位相毎の投影データを用いて更新を行うので、画像のぼけを防止することができ、初期画像は加算された画像であるので、統計精度の高い画像であり、更新された断層画像も統計精度の高い画像となる。その結果、画像のぼけを防止しつつ、統計精度の高い画像を取得することができる。
According to the transmission-
本実施例3では、放射性薬剤が投与された被検体Mから発生した放射線(特に本実施例3ではγ線)に基づいて被検体Mの核医学用データを求める核医学診断装置(本実施例3ではPET装置)と、被検体Mの外部から放射線(本実施例3ではγ線)を照射する外部線源(本実施例3では線源72)を備えた装置(本実施例3ではトランスミッション装置7)とを組み合わせた装置(特に本実施例3ではトランスミッション型のPET装置1)を例に採って説明している。上述した実施例1、2と同様に、エミッションデータ収集部41は、γ線に基づいて位相毎の投影データを取得している。
In the third embodiment, a nuclear medicine diagnostic apparatus for obtaining nuclear medicine data of the subject M based on radiation generated from the subject M to which the radiopharmaceutical is administered (particularly, in this
本実施例3では、核医学診断装置と外部線源を備えた装置とを組み合わせた装置として、外部線源(本実施例3では線源72)は、放射線薬剤と同種の放射線(本実施例3ではγ線)を被検体Mに照射している。
In the third embodiment, an external radiation source (the
本実施例3では、核医学診断装置(本実施例3ではPET装置)で得られた画像(本実施例3ではPET画像の断層画像)を、外部線源(本実施例3では線源72)を備えた装置(本実施例3ではトランスミッション装置7)で得られた画像(本実施例3ではトランスミッションデータ)に基づいて画像再構成部44あるいは画像更新部46は補正してもよい。この場合においても、各位相毎の投影データが完全な投影データとして揃わない場合であったとしても、加算された画像を初期画像として更新を行うので、統計精度が高い画像が得られ、体動を考慮した画像を得ることができる。したがって、補正の対象・基となる両画像間でのズレが生じることなく、補正精度が向上する。
In the third embodiment, an image (a tomographic image of a PET image in the third embodiment) obtained by a nuclear medicine diagnostic apparatus (PET apparatus in the third embodiment) is used as an external radiation source (a
この発明は、上記実施形態に限られることはなく、下記のように変形実施することができる。 The present invention is not limited to the above-described embodiment, and can be modified as follows.
(1)上述した各実施例では、PET装置単独あるいはPET装置と外部線源を備えた装置(実施例2ではX線CT装置6、実施例3ではトランスミッション装置7)とを組み合わせた装置を例に採って説明したが、この発明は、単一のγ線を検出して被検体の断層画像を再構成するSPECT(Single Photon Emission CT)装置単独あるいはSPECT装置と外部線源を備えた装置とを組み合わせた装置などにも適用することができる。このように、PET装置以外の核医学診断装置単独あるいはPET装置以外の核医学診断装置と外部線源を備えた装置とを組み合わせた装置などにも適用することができる。
(1) In each of the above-described embodiments, a PET apparatus alone or a combination of a PET apparatus and an apparatus including an external radiation source (an
(2)上述した実施例2、3では、核医学診断装置(実施例2、3ではPET装置)と外部線源を備えた装置(実施例2ではX線CT装置6、実施例3ではトランスミッション装置7)とを組み合わせた装置を例に採って説明したが、核医学診断装置との組み合わせの装置は、外部線源を備えた装置に限定されない。例えば、核医学診断装置とMRI装置とを組み合わせた装置に適用してもよい。このように、核医学診断装置と外部線源を備えた装置以外の他の装置とを組み合わせた装置に適用してもよい。
(2) In the second and third embodiments described above, a nuclear medicine diagnostic apparatus (PET apparatus in the second and third embodiments) and an apparatus including an external radiation source (the
(3)上述した各実施例では、核医学診断装置(実施例1ではPET装置)単独あるいは核医学診断装置(実施例2、3ではPET装置)と外部線源を備えた装置(実施例2ではX線CT装置6、実施例3ではトランスミッション装置7)とを組み合わせた装置を例に採って説明したが、核医学診断装置や、核医学診断装置と他とを組み合わせた装置に限定されない。被検体の体軸の軸心周りに回転(断層面内に回転)して断層撮影(「トモグラフィ」とも呼ぶ)を行う装置や、被検体の体軸の軸心周り以外の方向に移動して断層撮影(「トモシンセシス」とも呼ぶ)を行う装置や、これらの装置と他とを組み合わせた装置に適用してもよい。
(3) In each of the above-described embodiments, a nuclear medicine diagnostic apparatus (PET apparatus in the first embodiment) alone or a device having a nuclear medicine diagnostic apparatus (PET apparatus in the second and third embodiments) and an external radiation source (second embodiment) In the above description, an apparatus combining the
(4)上述した各実施例では、放射線としてγ線を例に採って説明したが、γ線以外(α線やβ線)の放射線を用いた核医学診断に用いることもできる。また、上述したX線CT装置で用いられるX線であってもよいし、X線以外の放射線であってもよいし、MRI装置で用いられる電磁波であってもよいし、光であってもよい。 (4) In each of the above-described embodiments, γ rays have been taken as an example for explanation, but it can also be used for nuclear medicine diagnosis using radiation other than γ rays (α rays and β rays). Further, X-rays used in the above-described X-ray CT apparatus, radiation other than X-rays, electromagnetic waves used in MRI apparatuses, and light may be used. Good.
(5)上述した各実施例では、画像更新手段(各実施例では画像更新部46)による逐次近似法で用いられる物理量として、緩和パラメータλを例に採って説明したが、必ずしも緩和パラメータλに限定されない。上記(5)式中の規格化行列Cjやβ0も収束に関係するので、それらの値を物理量として採用して調整してもよい。
(5) In each of the above-described embodiments, the relaxation parameter λ has been described as an example of the physical quantity used in the successive approximation method by the image update unit (the
(6)上述した各実施例では、画像更新手段(各実施例では画像更新部46)による逐次近似法で用いられる物理量(各実施例では緩和パラメータλ)を調整する物理量調整手段(各実施例では緩和パラメータ調整部45)を備えたが、周期的に変動しない、あるいは周期的に変動するのを考慮しないのであれば、必ずしも物理量を調整する必要はない。また、同じ逐次近似法でも緩和パラメータを用いないML−EM法やOSEM法を適用してもよい。
(6) In each of the above-described embodiments, physical quantity adjusting means (each embodiment) for adjusting the physical quantity (relaxation parameter λ in each embodiment) used in the successive approximation method by the image updating means (
(7)上述した各実施例では、位相毎の投影データを平滑化処理(スムージング処理)する平滑化手段(各実施例ではスムージング処理部43)を備えたが、無視できるほどのノイズ、あるいはノイズを考慮しないのであれば、必ずしも平滑化処理を行う必要はない。
(7) In each of the above embodiments, smoothing means (smoothing
(8)上述した各実施例では、呼吸ゲートによって画像の位相分割を行ったが、心電同期によって画像の位相分割を行ってもよい。 (8) In each of the above-described embodiments, the phase division of the image is performed by the breathing gate.
1 … PET装置、PET−CT装置、トランスミッション型のPET装置
6 … X線CT装置
7 … トランスミッション装置
32 … γ線検出器
41 … エミッションデータ収集部
42 … エミッションデータ加算部
43 … スムージング処理部
44 … 画像再構成部
45 … 緩和パラメータ調整部
46 … 画像更新部
49 … 重畳出力手段
62 … X線管
72 … 線源
DESCRIPTION OF
Claims (10)
位相毎の投影データを取得する画像取得手段と、
その画像取得手段で取得された前記位相毎の投影データを加算する画像加算手段と、
その画像加算手段で加算された画像を再構成して断層画像を取得する再構成手段と、
その再構成手段で再構成された前記断層画像を初期画像として、前記画像取得手段で取得された前記位相毎の投影データに基づいて前記初期画像を更新して前記位相毎の断層画像を取得する画像更新手段と
を備えることを特徴とする断層撮影装置。 A tomography apparatus that performs tomography by acquiring tomographic images,
Image acquisition means for acquiring projection data for each phase;
Image addition means for adding projection data for each phase acquired by the image acquisition means;
Reconstruction means for reconstructing an image added by the image addition means to obtain a tomographic image;
Using the tomographic image reconstructed by the reconstructing means as an initial image, the initial image is updated based on the projection data for each phase obtained by the image obtaining means to obtain the tomographic image for each phase. And a tomography apparatus comprising: an image updating unit;
前記画像更新手段は、前記位相毎の投影データに基づいて前記初期画像を更新し、その更新された画像および前記位相毎の投影データに基づいて画像をさらに更新する処理を繰り返し行うことで、画像を逐次に近似して更新する逐次近似法を用いて断層画像を取得することを特徴とする断層撮影装置。 The tomography apparatus according to claim 1,
The image update means updates the initial image based on the projection data for each phase, and repeatedly performs a process of further updating the image based on the updated image and the projection data for each phase, A tomographic apparatus that obtains a tomographic image using a successive approximation method of sequentially approximating and updating.
前記画像更新手段による前記逐次近似法で用いられる物理量を調整する物理量調整手段を備えることを特徴とする断層撮影装置。 The tomography apparatus according to claim 2,
A tomography apparatus comprising physical quantity adjusting means for adjusting a physical quantity used in the successive approximation method by the image updating means.
前記位相毎の投影データを平滑化処理する平滑化手段を備え、
その平滑化手段で平滑化処理された位相毎の投影データに基づいて前記画像更新手段は更新することを特徴とする断層撮影装置。 In the tomography apparatus according to any one of claims 1 to 3,
Smoothing means for smoothing the projection data for each phase;
A tomography apparatus wherein the image updating means updates based on projection data for each phase smoothed by the smoothing means.
前記装置は、放射性薬剤が投与された被検体から発生した放射線に基づいて被検体の核医学用データを求める核医学診断装置であって、
前記画像取得手段は、前記放射線に基づいて前記位相毎の投影データを取得することを特徴とする断層撮影装置。 The tomography apparatus according to any one of claims 1 to 4,
The device is a nuclear medicine diagnostic device for obtaining nuclear medicine data of a subject based on radiation generated from the subject to which a radiopharmaceutical is administered,
The tomography apparatus, wherein the image acquisition means acquires projection data for each phase based on the radiation.
前記装置は、放射性薬剤が投与された被検体から発生した放射線に基づいて被検体の核医学用データを求める核医学診断装置と、前記被検体の外部から放射線を照射する外部線源を備えた装置とを組み合わせた装置であって、
前記画像取得手段は、前記放射性薬剤が投与された被検体から発生した放射線に基づいて前記位相毎の投影データを取得することを特徴とする断層撮影装置。 The tomography apparatus according to any one of claims 1 to 4,
The apparatus includes a nuclear medicine diagnosis device that obtains nuclear medicine data of a subject based on radiation generated from a subject to which a radiopharmaceutical is administered, and an external radiation source that irradiates radiation from outside the subject. A device combined with a device,
The tomography apparatus, wherein the image acquisition means acquires projection data for each phase based on radiation generated from a subject to which the radiopharmaceutical is administered.
前記外部線源は、前記被検体の周囲を相対的に回転して前記X線を照射するX線照射源であって、
前記外部線源を備えた装置は、前記X線照射源を備えたX線CT装置であることを特徴とする断層撮影装置。 The tomography apparatus according to claim 6,
The external radiation source is an X-ray irradiation source that irradiates the X-ray by relatively rotating around the subject,
An apparatus including the external radiation source is an X-ray CT apparatus including the X-ray irradiation source.
前記外部線源は、前記放射線薬剤と同種の放射線を前記被検体に照射することを特徴とする断層撮影装置。 The tomography apparatus according to claim 6,
The tomography apparatus, wherein the external radiation source irradiates the subject with the same type of radiation as the radiopharmaceutical.
前記核医学診断装置で得られた画像と、前記外部線源を備えた装置で得られた画像とを重畳出力する重畳出力手段を備えることを特徴とする断層撮影装置。 The tomography apparatus according to any one of claims 6 to 8,
A tomography apparatus comprising superimposing output means for superimposing and outputting an image obtained by the nuclear medicine diagnostic apparatus and an image obtained by an apparatus provided with the external radiation source.
前記核医学診断装置で得られた画像を、前記外部線源を備えた装置で得られた画像に基づいて補正する画像補正手段を備えることを特徴とする断層撮影装置。 The tomography apparatus according to any one of claims 6 to 9,
A tomography apparatus comprising: an image correcting unit that corrects an image obtained by the nuclear medicine diagnostic apparatus based on an image obtained by an apparatus provided with the external radiation source.
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