JP5972620B2 - 核医学診断装置および画像処理装置 - Google Patents

Description

本発明の実施形態は、核医学診断装置および画像処理装置に関する。

核医学診断装置は、放射性同位元素（Radio Isotope、以下ＲＩという）を含む薬品（血流マーカ、トレーサ）が生体内の特定組織や臓器に選択的に取り込まれる性質を利用して、生体内に分布したＲＩから放射されるガンマ線を生体外に配設されたガンマ線の検出器（以下、ガンマカメラという）で検出するようになっている。ガンマカメラによるガンマ線の検出結果は、ガンマ線の線量分布を画像化することによる核医学画像の生成や、体内臓器等の機能の診断などに利用される。

特開２００９−２１６７１６号公報

ところで、心臓などの動き（拍動）がある臓器の機能を診断する際には、動きによる画像の劣化を抑制することが好ましい。たとえば心臓の動きによる画像劣化の抑制方法としては、ＥＣＧ（Electro CardioGram）信号（心電図）にもとづいて１心拍を複数に分割し、複数の心拍で同じ位相の核医学画像を加算した画像を用いる方法がある。

しかし、心臓の動きには個人差がある。このため、最適な１心拍の分割数や最適な加算位相の範囲には個人差がある。したがって、被検体ごとに１心拍の分割数や加算位相範囲の最適値を設定することが好ましい。

本発明の一実施形態に係る核医学診断装置は、上述した課題を解決するために、被検体に投与された放射性同位元素から放射されるガンマ線を検出する検出器と、位相期間別画像生成部と、加算位相期間設定部と、を備える。位相期間別画像生成部は、１心拍を複数の位相期間に分割し、検出器の出力にもとづいて複数の位相期間のそれぞれにおける心筋の画像を生成する。加算位相期間設定部は、複数の位相期間のうちの所定の位相期間を開始位相期間とし、この開始位相期間の心筋の画像に対して開始位相期間に連続する位相期間の心筋の画像を順次加算する。また、加算した位相期間の数とこの加算した位相期間の数に対応する加算された心筋画像のぶれとの関係にもとづいて、画像生成用の加算位相期間を設定する。このとき、加算位相期間設定部は、加算された心筋画像における所定の箇所の心筋を横断する線分を設定し、この線分上の入射ガンマ線のカウント数の分布の半値幅を求め、加算した位相期間の数と加算した位相期間の数に対応する半値幅との関係にもとづいて、画像生成用の加算位相期間を設定する。

本発明の一実施形態に係る核医学診断装置および画像処理装置の一例を示すブロック図。 １心拍を複数の位相期間に分割する場合の一例を示す説明図。 所定の位相期間範囲で加算された心筋画像の一例を示す説明図。 図３に示した心筋を横断する線分Ｐ１Ｐ２上の位置とカウント数との関係の一例を示す説明図。 加算した位相期間の数と、この加算した位相期間の数に対応する加算画像における心筋厚の半値幅との関係の一例を示す説明図。

本発明に係る核医学診断装置および画像処理装置の実施の形態について、添付図面を参照して説明する。本実施形態に係る核医学診断装置および画像処理装置は、ＳＰＥＣＴ（Single Photon Emission Computed Tomography）やＰＥＴ（Positron Emission Tomography）などのガンマカメラを備えた各種装置に適用することが可能である。

図１は、本発明の一実施形態に係る核医学診断装置１０および画像処理装置１４の一例を示すブロック図である。

核医学診断装置１０は、ガンマカメラ１１、ＥＣＧユニット１２、データ収集部１３および画像処理装置１４を有する。なお、画像処理装置１４はデータ収集部１３とデータ送受信可能に接続されていればよく、同一の部屋や建屋に設けられずともよい。

ガンマカメラ１１は、被検体に薬品に含まれて投与されたテクネシウムなどの放射性同位元素から放射されるガンマ線を検出する検出器である。ガンマカメラ１１としては、シンチレータ型検出器を用いてもよいし、半導体型検出器を用いてもよい。

シンチレータ型検出器を用いてガンマカメラ１１を構成する場合は、ガンマカメラ１１は、ガンマ線の入射角度を規定するためのコリメータ、コリメートされたガンマ線が入射すると瞬間的な閃光を発するシンチレータ、シンチレータから射出された光を検出するための２次元に配列された複数の光電子増倍管、およびシンチレータ用電子回路などを有する。

シンチレータは、たとえばタリウム活性化ヨウ化ナトリウムＮａＩ（Ｔｌ）により構成される。シンチレータ用電子回路は、ガンマ線が入射する事象（イベント）が発生するごとに、複数の光電子増倍管の出力にもとづいて複数の光電子増倍管により構成される検出面内におけるガンマ線の入射位置情報（位置情報）および強度情報を生成しデータ収集部１３に出力する。

一方、半導体型検出器を用いてガンマカメラ１１を構成する場合は、ガンマカメラ１１は、コリメータ、コリメートされたガンマ線を検出するための２次元に配列された複数のガンマ線検出用半導体素子（以下、半導体素子という）および半導体用電子回路を有する。

半導体素子は、たとえばＣｄＴｅやＣｄＺｎＴｅ（ＣＺＴ）により構成される。半導体用電子回路は、ガンマ線が入射する事象（イベント）が発生するごとに、半導体素子の出力にもとづいて位置情報および強度情報を生成しデータ収集部１３に出力する。

ＥＣＧユニット１２は、被検体のＥＣＧ（Electro CardioGram）信号（心電図信号）を取得してデータ収集部１３に与える。

データ収集部１３は、ガンマカメラ１１の出力をリストモードで収集する。リストモードでは、位置情報、強度情報、ガンマカメラ１１と被検体との相対位置を示す情報（ガンマカメラ１１の位置や角度など）、およびデータ収集時刻がイベントごとに収集される。また、データ収集部１３は、ＥＣＧユニット１２から受けた被検体のＥＣＧ信号の情報をリストモードデータに関連付けて、データ収集部１３に内包するＲＡＭなどの記憶媒体に記憶させる。

画像処理装置１４は、図１に示すように、制御部２１、表示部２２、入力部２３および記憶部２４を有する。

制御部２１は、ＣＰＵ、ＲＡＭおよびＲＯＭをはじめとする記憶媒体などにより構成され、この記憶媒体に記憶されたプログラムに従って画像処理装置１４の処理動作を制御する。

制御部２１のＣＰＵは、ＲＯＭをはじめとする記憶媒体に記憶された画像処理プログラムおよびこのプログラムの実行のために必要なデータをＲＡＭへロードし、このプログラムに従って、被検体ごとに１心拍の分割数および加算位相範囲を設定するための処理を実行する。

制御部２１のＲＡＭは、ＣＰＵが実行するプログラムおよびデータを一時的に格納するワークエリアを提供する。制御部２１のＲＯＭをはじめとする記憶媒体は、画像処理装置１４の起動プログラム、画像処理プログラムや、これらのプログラムを実行するために必要な各種データを記憶する。

なお、ＲＯＭをはじめとする記憶媒体は、磁気的もしくは光学的記録媒体または半導体メモリなどの、ＣＰＵにより読み取り可能な記録媒体を含んだ構成を有し、これら記憶媒体内のプログラムおよびデータの一部または全部は電子ネットワークを介してダウンロードされるように構成してもよい。

表示部２２は、たとえば液晶ディスプレイやＯＬＥＤ（Organic Light Emitting Diode）ディスプレイなどの一般的な表示出力装置により構成され、制御部２１の制御に従って核医学診断画像などの各種情報を表示する。

入力部２３は、たとえばキーボード、タッチパネル、テンキーなどの一般的な入力装置により構成され、ユーザの操作に対応した操作入力信号を制御部２１に出力する。

記憶部２４は、磁気的もしくは光学的記録媒体または半導体メモリなどの、ＣＰＵにより読み取り可能な記録媒体を含んだ構成を有し、これら記憶媒体内のプログラムおよびデータの一部または全部は電子ネットワークを介してダウンロードされるように構成してもよい。記憶部２４は、制御部２１により制御されて心拍位相期間ごとの画像を記憶する。

図１に示すように、制御部２１のＣＰＵは、画像処理プログラムによって、少なくともエネルギー判定部３１、位相期間別画像生成部３２、加算位相期間設定部３３および画像生成部３４として機能する。この各部３１〜３４は、ＲＡＭの所要のワークエリアをデータの一時的な格納場所として利用する。なお、これらの機能実現部は、ＣＰＵを用いることなく回路などのハードウエアロジックによって構成してもよい。

エネルギー判定部３１は、データ収集部１３からリストモードデータのうち少なくとも位置情報および強度情報を取得し、波高弁別を用いて所定の強度を有するイベントのみを抽出するとともに所定のエネルギーウインドウ内のエネルギーを有するイベントのみを抽出し、抽出したイベントの位置情報を位相期間別画像生成部３２に与える。

図２は、１心拍を複数の位相期間に分割する場合の一例を示す説明図である。図２には、１心拍を識別番号１〜１２の１２個の位相期間に分割する場合の一例を示した。

位相期間別画像生成部３２は、データ収集部１３からエネルギー判定部３１を介して取得した位置情報およびＥＣＧ信号にもとづいて、複数の位相期間のそれぞれにおける心筋の画像を生成し、記憶部２４に記憶させる。位相期間別画像生成部３２は、初期設定に従って、またはユーザにより入力部２３を介して指示されて、位相期間の長さ、すなわち１心拍の分割数を設定する。
次に、加算位相期間の設定方法について説明する。

たとえば１心拍の位相期間別の心筋画像を全て加算すると、１心拍中の動きが大きい期間の影響により、ぶれた画像となってしまう。一方、１つの位相期間の心筋画像のみでは、カウント数が足りず統計変動の影響を受けてしまう。特に、動きが少ない期間を狙って１心拍の分割数を多くし位相期間を短くしてしまうと、動きによるぶれは低減されるものの収集カウントが減り統計変動の影響を大きく受けてしまう。

したがって、心筋画像を生成する際には、統計変動を考慮するとできるだけ多くの位相期間を加算すべきであるといえる一方、心筋の動きを考慮すると加算位相期間を短くすべきであるといえ、両者を考慮して最適な加算位相期間が設定されることが好ましい。

そこで、本実施形態に係る核医学診断装置１０は、位相期間別の心筋画像を加算しつつ、加算した心筋画像のぶれを評価し、ぶれが大きくなりすぎず、かつできるだけ多くの位相期間を加算することができる範囲を求める。

図３は、所定の位相期間範囲で加算された心筋画像の一例を示す説明図である。なお、図３の直線は、心筋画像のうち所定の箇所の心筋を横断する線分である。この線分の位置は初期設定またはユーザ設定によって定められる。

また、図４は、図３に示した心筋を横断する線分Ｐ１Ｐ２上の位置とカウント数との関係の一例を示す説明図である。

加算位相期間設定部３３は、複数の位相期間のうちの所定の位相期間を開始位相期間とし、この開始位相期間の心筋の画像に対し、開始位相期間に連続する位相期間の心筋の画像を順次加算する。たとえば、開始位相期間を位相期間ＩＤ＝１の位相期間とすると、位相期間ＩＤ＝１と２の位相期間別画像を加算した画像（図３参照）、位相期間ＩＤ＝１と２と３の位相期間別画像を加算した画像（図３参照）、・・・、位相期間ＩＤ＝１〜１２の位相期間別画像を加算した画像（図３参照）を生成する。

次に、加算位相期間設定部３３は、各加算画像について、図４に示すように同一の線分Ｐ１Ｐ２上の位置とカウント数との関係を示す特性値を求める。この特性値としては、たとえば半値幅（ＦＷＨＭ）を用いることができる。なお、線分は全ての加算画像で心筋画像の同一箇所を横断することが好ましい。また、線分の横断箇所としては、他の心筋に比べ比較的厚みのある左心室の心筋を用いるとよい。

図５は、加算した位相期間の数と、この加算した位相期間の数に対応する加算画像における心筋厚の半値幅との関係の一例を示す説明図である。

加算位相期間設定部３３は、加算した位相期間の数（加算位相期間）に対する各加算画像の心筋厚の半値幅の変化率が所定の変化率以上となる加算位相期間を、ぶれが大きくなりすぎず、かつできるだけ多くの位相期間を加算することができる最適な範囲として、表示部２２に表示させるための画像生成用の加算位相期間に設定する。

図５に示す関係は、開始位相期間によって変化する場合がある。したがって、開始位相期間を変更しつつ、各開始位相期間の最適な加算位相期間を求め、これらの最適な加算位相期間のうち最も心筋厚の半値幅が小さいものを画像生成用の加算位相期間に設定するとよい。

なお、心筋を横断する線分は一本に限られず、複数本設定されてもよい。複数の線分を用いる場合、各線分ごとに半値幅を求めて図５に示す関係を求めてもよい。また、近接する位置に複数の線分を設定する場合は、各線分のカウント数を合計して１つの半値幅を求めてもよい。

また、加算位相期間設定部３３は、位相期間別画像生成部３２を制御し、位相期間の長さ（１心拍の分割数）を再設定させて、再度画像生成用の加算位相期間を求めることを繰り返してもよい。この場合、最も心筋厚の半値幅が小さくなる加算位相期間を与える位相期間の長さ（１心拍の分割数）を求めることができるため、より最適な加算位相期間を設定することができる。

画像生成部３４は、加算位相期間設定部３３により設定された画像生成用の加算位相期間の心筋の画像を合成した画像を生成して表示部２２に表示させる。

本実施形態に係る核医学診断装置１０および画像処理装置１４は、位相期間別の心筋画像を加算しつつ、加算した心筋画像のぶれを評価し、ぶれが大きくなりすぎず、かつできるだけ多くの位相期間を加算することができる最適な画像生成用の加算位相期間を求めることができる。このため、被検体の心筋の動きに応じて、被検体ごとに最適な１心拍の分割数および加算位相範囲の最適値を設定することができる。

なお、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。これら新規な実施形態は、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ともに、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。

たとえば、上記説明ではデータ収集部１３がリストモードでデータを収集する場合の例について説明したが、データ収集部１３はリストモードでデータを収集せずともかまわず、たとえばいわゆる心電図同期収集モードであってもよい。心電図同期収集モードであっても１心拍を１６分割や３２分割するために必要なデータを得ることができる。リストモードでデータを収集する場合は、心電図同期収集モードに比べ、より精細に位相期間を設定することができる。

また、画像処理装置１４の制御部２１の機能としてデータ収集部１３の機能が含まれてもよい。

１０ 核医学診断装置
１１ ガンマカメラ
１２ ＥＣＧユニット
１３ データ収集部
１４ 画像処理装置
２２ 表示部
２４ 記憶部
３２ 位相期間別画像生成部
３３ 加算位相期間設定部
３４ 画像生成部

Claims (4)

1. 被検体に投与された放射性同位元素から放射されるガンマ線を検出する検出器と、
   １心拍を複数の位相期間に分割し、前記検出器の出力にもとづいて前記複数の位相期間のそれぞれにおける心筋の画像を生成する位相期間別画像生成部と、
   前記複数の位相期間のうちの所定の位相期間を開始位相期間とし、この開始位相期間の心筋の画像に対して前記開始位相期間に連続する位相期間の心筋の画像を順次加算し、加算した位相期間の数とこの加算した位相期間の数に対応する加算された心筋画像のぶれとの関係にもとづいて、画像生成用の加算位相期間を設定する加算位相期間設定部と、
   を備え、
   前記加算位相期間設定部は、
   前記加算された心筋の画像における所定の箇所の心筋を横断する線分を設定し、この線分上の入射ガンマ線のカウント数の分布の半値幅を求め、前記加算した位相期間の数と前記加算した位相期間の数に対応する前記半値幅との関係にもとづいて、前記画像生成用の加算位相期間を設定する、
   核医学診断装置。
2. 前記加算位相期間設定部は、
   複数の開始位相期間のそれぞれについて前記画像生成用の加算位相期間を仮に求め、この仮に求めた複数の画像生成用の加算位相期間の１つを前記画像生成用の加算位相期間として設定する、
   請求項１記載の核医学診断装置。
3. 前記加算位相期間設定部により設定された前記画像生成用の加算位相期間の心筋の画像を合成した画像を生成して表示部に表示させる画像生成部、
   をさらに備えた、
   請求項１または２に記載の核医学診断装置。
4. １心拍を複数の位相期間に分割し、被検体に投与された放射性同位元素から放射されるガンマ線を検出する検出器の出力にもとづいて前記複数の位相期間のそれぞれにおける心筋の画像を生成する位相期間別画像生成部と、
   前記複数の位相期間のうちの所定の位相期間を開始位相期間とし、この開始位相期間の心筋の画像に対して前記開始位相期間に連続する位相期間の心筋の画像を順次加算し、加算した位相期間の数とこの加算した位相期間の数に対応する加算された心筋画像のぶれとの関係にもとづいて、画像生成用の加算位相期間を設定する加算位相期間設定部と、
   を備え、
   前記加算位相期間設定部は、
   前記加算された心筋の画像における所定の箇所の心筋を横断する線分を設定し、この線分上の入射ガンマ線のカウント数の分布の半値幅を求め、前記加算した位相期間の数と前記加算した位相期間の数に対応する前記半値幅との関係にもとづいて、前記画像生成用の加算位相期間を設定する、
   画像処理装置。