JP6556460B2 - Medical image processing apparatus and medical image processing method - Google Patents
Medical image processing apparatus and medical image processing method Download PDFInfo
- Publication number
- JP6556460B2 JP6556460B2 JP2015026583A JP2015026583A JP6556460B2 JP 6556460 B2 JP6556460 B2 JP 6556460B2 JP 2015026583 A JP2015026583 A JP 2015026583A JP 2015026583 A JP2015026583 A JP 2015026583A JP 6556460 B2 JP6556460 B2 JP 6556460B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- image
- region
- highly integrated
- unit
- processing apparatus
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Active
Links
- 238000012545 processing Methods 0.000 title claims description 37
- 238000003672 processing method Methods 0.000 title claims description 4
- 230000004927 fusion Effects 0.000 claims description 69
- 230000003902 lesion Effects 0.000 claims description 42
- 238000000034 method Methods 0.000 claims description 31
- 238000000605 extraction Methods 0.000 claims description 24
- 230000005855 radiation Effects 0.000 claims description 24
- 230000008569 process Effects 0.000 claims description 11
- 239000000284 extract Substances 0.000 claims description 10
- 230000010354 integration Effects 0.000 claims description 10
- 238000009825 accumulation Methods 0.000 claims description 8
- 230000000877 morphologic effect Effects 0.000 claims description 7
- 238000002600 positron emission tomography Methods 0.000 description 65
- 238000001514 detection method Methods 0.000 description 23
- 230000005251 gamma ray Effects 0.000 description 18
- 238000007781 pre-processing Methods 0.000 description 18
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 description 11
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 6
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 description 5
- 238000002059 diagnostic imaging Methods 0.000 description 5
- 238000002595 magnetic resonance imaging Methods 0.000 description 4
- 230000007246 mechanism Effects 0.000 description 4
- 238000009206 nuclear medicine Methods 0.000 description 4
- 230000009467 reduction Effects 0.000 description 4
- 230000011218 segmentation Effects 0.000 description 4
- 210000004556 brain Anatomy 0.000 description 3
- 239000003814 drug Substances 0.000 description 3
- 229940079593 drug Drugs 0.000 description 3
- 210000002216 heart Anatomy 0.000 description 3
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 description 3
- 210000003734 kidney Anatomy 0.000 description 3
- 238000002603 single-photon emission computed tomography Methods 0.000 description 3
- 239000007787 solid Substances 0.000 description 3
- 210000003932 urinary bladder Anatomy 0.000 description 3
- 206010028980 Neoplasm Diseases 0.000 description 2
- 238000012217 deletion Methods 0.000 description 2
- 230000037430 deletion Effects 0.000 description 2
- 238000003745 diagnosis Methods 0.000 description 2
- 238000001914 filtration Methods 0.000 description 2
- 230000006870 function Effects 0.000 description 2
- 230000003287 optical effect Effects 0.000 description 2
- 230000004044 response Effects 0.000 description 2
- 239000006096 absorbing agent Substances 0.000 description 1
- 230000008859 change Effects 0.000 description 1
- 238000004891 communication Methods 0.000 description 1
- 238000002591 computed tomography Methods 0.000 description 1
- 238000001816 cooling Methods 0.000 description 1
- 238000012937 correction Methods 0.000 description 1
- 238000013480 data collection Methods 0.000 description 1
- 238000005401 electroluminescence Methods 0.000 description 1
- 239000004973 liquid crystal related substance Substances 0.000 description 1
- 210000004185 liver Anatomy 0.000 description 1
- 239000002184 metal Substances 0.000 description 1
- 238000012986 modification Methods 0.000 description 1
- 230000004048 modification Effects 0.000 description 1
- 230000035945 sensitivity Effects 0.000 description 1
- 238000001228 spectrum Methods 0.000 description 1
Landscapes
- Nuclear Medicine (AREA)
- Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
Description
本発明の実施形態は、医用画像を画像処理する医用画像処理装置および医用画像処理方法に関する。 Embodiments described herein relate generally to a medical image processing apparatus and a medical image processing method for processing a medical image.
昨今、被検体置と、上記核医学診断装置の1つであるPET(Positron Emission Tomの解剖学的形態を示す形態画像を撮像する医用画像撮像装置と、被検体に投与された放射性核種の集積分布を示す機能画像を撮像する核医学診断装置とを組み合わせた医用画像診断装置が普及している。上記医用画像診断装置として、例えば、上記医用画像診断装置の1つであるX線CT装置と、上記核医学診断装置の1つであるPET(Positron Emission Tomography)装置とを組み合わせたPET/CT装置が普及している。 Recently, a specimen placement, a medical imaging device that captures a morphological image showing the anatomical form of Positron Emission Tom, which is one of the nuclear medicine diagnostic devices, and accumulation of radionuclides administered to the subject. A medical image diagnostic apparatus combined with a nuclear medicine diagnostic apparatus that captures a functional image showing a distribution is widely used, for example, an X-ray CT apparatus that is one of the medical image diagnostic apparatuses described above. A PET / CT apparatus combined with a PET (Positron Emission Tomography) apparatus, which is one of the nuclear medicine diagnosis apparatuses, has been widely used.
PET/CT装置は、CT画像と、PET画像とを融合したフュージョン画像を発生している。当該フュージョン画像は、観察者の負担を軽減しつつCT画像とPET画像との表示特性を最大限に発揮させる画像である。例えば、PET画像において、腫瘍が早期に発見され、それが腫瘍かをCT画像と合わせて判断することで、腫瘍と診断するための正確度の向上に役立っている。従来のPET/CT装置は、例えば、上記フュージョン画像のサイズを画面サイズに合わせて補間し、フュージョン画像における高輝度領域(例えば、生理的に投与された薬剤が集積しやすい領域等)に合わせて画面の輝度を落として、フュージョン画像を表示させている。 The PET / CT apparatus generates a fusion image obtained by fusing a CT image and a PET image. The fusion image is an image that maximizes the display characteristics of the CT image and the PET image while reducing the burden on the observer. For example, in a PET image, it is useful for improving accuracy for diagnosing a tumor by determining whether a tumor is detected at an early stage together with a CT image. A conventional PET / CT apparatus, for example, interpolates the size of the fusion image according to the screen size, and adjusts it to a high-intensity region (for example, a region where a physiologically administered drug is easily accumulated) in the fusion image. The brightness of the screen is lowered and the fusion image is displayed.
従来のPET/CT装置は、画面の輝度をフュージョン画像における高輝度領域を含めて調整している。このため、例えば、当該高輝度領域よりも輝度の小さい領域(例えば、病変部位または病変候補部位の存在により薬剤が集積しやすい領域等)の視認性が低下する。これにより、病変候補の検査漏れが生じる可能性がある。 The conventional PET / CT apparatus adjusts the brightness of the screen including the high brightness area in the fusion image. For this reason, for example, the visibility of a region having a lower luminance than the high-luminance region (for example, a region where a drug is easily accumulated due to the presence of a lesion site or a lesion candidate site) is reduced. As a result, there is a possibility that the examination of the lesion candidate is omitted.
本実施形態の目的は、病変候補の検査漏れが生じる可能性を低減することができる医用画像処理装置および医用画像処理方法を提供することにある。 An object of the present embodiment is to provide a medical image processing apparatus and a medical image processing method that can reduce the possibility of an examination omission of a lesion candidate.
実施形態によれば、医用画像処理装置は、被検体に投与された放射線源の空間的な集積分布を示す機能画像から、前記被検体における前記放射線源の集積度が所定の基準値を超える高集積領域を抽出する領域抽出部と、前記高集積領域を前記機能画像から切り抜いた切り抜き画像を発生し、前記被検体の解剖学的形態を示す形態画像と前記切り抜き画像とを前記高集積領域において前記形態画像を表示させるように重畳処理したフュージョン画像を発生する画像発生部とを具備する。 According to the embodiment, the medical image processing apparatus has a function image indicating a spatial accumulation distribution of the radiation source administered to the subject, and the degree of accumulation of the radiation source in the subject exceeds a predetermined reference value. An area extraction unit for extracting an accumulation area; and a cutout image in which the high accumulation area is cut out from the functional image is generated . An image generation unit that generates a fusion image that is superimposed so as to display the morphological image .
以下、本実施形態に係る医用画像処理装置200について、図面を参照して説明する。なお、以下の説明において、略同一の機能および構成を有する構成要素については、同一符号を付し、重複説明は必要な場合にのみ行う。 Hereinafter, a medical image processing apparatus 200 according to the present embodiment will be described with reference to the drawings. In the following description, components having substantially the same function and configuration are denoted by the same reference numerals, and redundant description will be given only when necessary.
図1は、実施形態に係る医用画像処理装置200を備える医用画像診断装置300の一例を示すブロック図である。なお、本実施形態では、上記医用画像診断装置300の一例として、PET−CT(Positron Emission computed Tomography−Computed Tomography)装置の構成を示す。 FIG. 1 is a block diagram illustrating an example of a medical image diagnostic apparatus 300 including a medical image processing apparatus 200 according to the embodiment. In the present embodiment, a configuration of a PET-CT (Positron Emission Computed Tomography-Computed Tomography) apparatus is shown as an example of the medical image diagnostic apparatus 300.
図1に示すように、医用画像診断装置300は、医用画像撮像装置100と、医用画像処理装置200とを備える。 As shown in FIG. 1, the medical image diagnostic apparatus 300 includes a medical image imaging apparatus 100 and a medical image processing apparatus 200.
医用画像撮像装置100は、ガントリ(架台)30の内部に、スリップリング10、高電圧発生部11、X線管12、X線検出器13、投影データ収集部(DAS:Data Acquisition System)14、非接触データ伝送部15、第1前処理部16、第1再構成部17、および第1走査制御部18を備える。また、医用画像撮像装置100は、ガントリ30の内部に、ガンマ線収集部20、第2前処理部21、エネルギー弁別部22、同時計数回路23、第2再構成部24、および第2走査制御部25を備える。 A medical imaging apparatus 100 includes a slip ring 10, a high voltage generator 11, an X-ray tube 12, an X-ray detector 13, a projection data acquisition unit (DAS) 14 inside a gantry 30. A non-contact data transmission unit 15, a first preprocessing unit 16, a first reconstruction unit 17, and a first scanning control unit 18 are provided. The medical imaging apparatus 100 includes a gamma ray collection unit 20, a second preprocessing unit 21, an energy discrimination unit 22, a coincidence counting circuit 23, a second reconstruction unit 24, and a second scanning control unit in the gantry 30. 25.
ガントリ30には、図示していない回転支持機構が収容される。回転支持機構は、回転リング19と、被検体の体軸(Z軸)を回転軸として回転自在に回転リング19を支持するリング支持機構と、回転リング19の回転を駆動する回転駆動部とを有する。回転リング19および後述する検出器リングの開口部には、被検体Pを載置可能な天板Tが挿入される。天板Tは、回転リング19および検出器リングの中心軸に沿って移動可能に寝台(図示せず)に支持される。ここで、天板Tに載置された被検体Pの体軸は、回転リング19および検出器リングの中心軸に一致するものとする。 The gantry 30 houses a rotation support mechanism (not shown). The rotation support mechanism includes a rotation ring 19, a ring support mechanism that supports the rotation ring 19 so as to be rotatable about the body axis (Z axis) of the subject, and a rotation drive unit that drives the rotation of the rotation ring 19. Have. A top plate T on which the subject P can be placed is inserted into the opening of the rotating ring 19 and the detector ring described later. The top plate T is supported by a bed (not shown) so as to be movable along the central axis of the rotating ring 19 and the detector ring. Here, it is assumed that the body axis of the subject P placed on the top T coincides with the central axes of the rotating ring 19 and the detector ring.
回転リング19には、高電圧発生部11と、X線管12と、DAS14と、非接触データ伝送部15と、図示していない冷却装置及びガントリ制御装置等とが搭載されている。 Mounted on the rotating ring 19 are a high voltage generator 11, an X-ray tube 12, a DAS 14, a non-contact data transmitter 15, a cooling device and a gantry control device (not shown), and the like.
高電圧発生部11は、第1走査制御部18による制御の下で、スリップリング10を介して供給された電力を用いて、X線管12に印加する管電圧と、X線管12に供給する管電流とを発生する。 The high voltage generation unit 11 uses the power supplied via the slip ring 10 and the tube voltage applied to the X-ray tube 12 and the X-ray tube 12 under the control of the first scanning control unit 18. Tube current.
X線管12は、高電圧発生部11からの管電圧の印加および管電流の供給を受けて、X線の焦点から天板Tに載置された被検体PへX線を放射する。X線管12は、高電圧発生部11により印加される管電圧に対応するエネルギースペクトルを有するX線を発生する。X線の放射範囲は、図1に示す二点鎖線で示されている。 The X-ray tube 12 radiates X-rays from the focal point of the X-rays to the subject P placed on the top board T in response to the application of the tube voltage and the supply of the tube current from the high voltage generator 11. The X-ray tube 12 generates X-rays having an energy spectrum corresponding to the tube voltage applied by the high voltage generator 11. The radiation range of X-rays is indicated by a two-dot chain line shown in FIG.
X線検出器13は、回転軸を挟んでX線管12に対峙する位置およびアングルで、回転リング19に取り付けられる。X線検出器13は、複数のX線検出素子を有する。ここでは、単一のX線検出素子が単一のチャンネルを構成しているものとして説明する。複数のチャンネルは、回転軸に直交し、かつ放射されるX線の焦点を中心として、この中心から1チャンネル分のX線検出素子の受光部中心までの距離を半径とする円弧方向(チャンネル方向)とZ方向との2方向に関して2次元状に配列される。X線検出器13の出力側には、DAS14が接続される。 The X-ray detector 13 is attached to the rotating ring 19 at a position and an angle facing the X-ray tube 12 across the rotation axis. The X-ray detector 13 has a plurality of X-ray detection elements. Here, it is assumed that a single X-ray detection element constitutes a single channel. The plurality of channels are orthogonal to the rotation axis and centered on the focal point of the emitted X-ray, and the arc direction (channel direction) having a radius from this center to the center of the light receiving part of the X-ray detection element for one channel. ) And the Z direction. A DAS 14 is connected to the output side of the X-ray detector 13.
なお、X線検出器13は、複数のX線検出素子を1列に配列した複数のモジュールで構成されてもよい。このとき、モジュール各々は、上記チャンネル方向に沿って略円弧方向に1次元状に配列される。また、複数のX線検出素子は、チャンネル方向とスライス方向との2方向に関して2次元状に配列させてもよい。すなわち、2次元状の配列は、上記チャンネル方向に沿って一次元状に配列された複数のチャンネルを、スライス方向に関して複数列並べて構成される。このような2次元状のX線検出素子配列を有するX線検出器13は、略円弧方向に1次元状に配列される複数の上記モジュールをスライス方向に関して複数列並べて構成してもよい。 The X-ray detector 13 may be composed of a plurality of modules in which a plurality of X-ray detection elements are arranged in a line. At this time, the modules are arranged one-dimensionally in a substantially arc direction along the channel direction. Further, the plurality of X-ray detection elements may be two-dimensionally arranged in two directions of the channel direction and the slice direction. That is, the two-dimensional arrangement is configured by arranging a plurality of channels arranged in a one-dimensional manner along the channel direction in a plurality of rows in the slice direction. The X-ray detector 13 having such a two-dimensional X-ray detection element array may be configured by arranging a plurality of the above-described modules arranged in a one-dimensional shape in a substantially arc direction in a plurality of rows in the slice direction.
DAS14は、X線検出器13の各チャンネルの電流信号を電圧に変換するIV変換器と、この電圧信号をX線の曝射周期に同期して周期的に積分する積分器と、この積分器の出力信号を増幅するアンプと、このアンプの出力信号をディジタル信号変換するアナログ・ディジタル・コンバータとを、チャンネルごとに取り付けている。DAS14は、出力したデータ(純生データ(pure raw data))を、磁気送受信又は光送受信を用いた非接触データ伝送部15を経由して、第1前処理部16に伝送する。第1前処理部16は、DAS14から出力された純生データに対して前処理を施す。前処理には、例えばチャンネル間の感度不均一補正処理、X線強吸収体、主に金属部による極端な信号強度の低下または、信号脱落を補正する処理等が含まれる。第1前処理部16は、前処理を施した再構成処理直前のデータ(生データ(raw data)または、投影データと称される、ここでは投影データという)を、データ収集したときにビューアングルを表すデータと関連付けて、第1再構成部17および記憶部48へ伝送する。 The DAS 14 includes an IV converter that converts a current signal of each channel of the X-ray detector 13 into a voltage, an integrator that periodically integrates the voltage signal in synchronization with an X-ray exposure period, and the integrator. An amplifier that amplifies the output signal and an analog-digital converter that converts the output signal of the amplifier into a digital signal are attached to each channel. The DAS 14 transmits the output data (pure raw data) to the first preprocessing unit 16 via the non-contact data transmission unit 15 using magnetic transmission / reception or optical transmission / reception. The first preprocessing unit 16 performs preprocessing on the pure raw data output from the DAS 14. The preprocessing includes, for example, sensitivity non-uniformity correction processing between channels, X-ray strong absorber, processing for correcting signal signal drop or signal loss due to extreme metal intensity mainly. The first pre-processing unit 16 obtains the view angle when data of the pre-reconstructed data immediately before the reconstruction process (raw data or projection data, here called projection data) is collected. Is transmitted to the first reconstruction unit 17 and the storage unit 48 in association with data representing
なお、投影データとは、被検体を透過したX線の強度に応じたデータ値の集合である。ここでは説明の便宜上、ワンショットで略同時に収集したビューアングルが同一である全チャンネルにわたる一揃いの投影データを、投影データセットと称する。また、ビューアングルは、X線管12が回転軸を中心として周回する円軌道の各位置を、回転軸から鉛直上向きにおける円軌道の最上部を0°として360°の範囲の角度で表したものである。なお、投影データセットの各チャンネルに対する投影データは、ビューアングル、コーン角、チャンネル番号によって識別される。 The projection data is a set of data values corresponding to the intensity of X-rays that have passed through the subject. Here, for convenience of explanation, a set of projection data over all channels having the same view angle collected almost simultaneously in one shot is referred to as a projection data set. Further, the view angle represents each position of the circular orbit around which the X-ray tube 12 circulates around the rotation axis as an angle in a range of 360 ° with the uppermost portion of the circular orbit vertically upward from the rotation axis as 0 °. It is. The projection data for each channel in the projection data set is identified by the view angle, cone angle, and channel number.
第1再構成部17は、第1前処理部16から伝送された、ビューアングルが360°または180°+ファン角の範囲内の投影データセットに基づいて、フェルドカンプ法またはコーンビーム再構成法により、略円柱形のボリュームデータを再構成する。第1再構成部17は、例えば、ファンビーム再構成法(ファンビーム・コンボリューション・バックプロジェクション法ともいう)、フィルタ補正逆投影法(FBP:Filtered Back Projection)または逐次近似再構成法等により、上記投影データセットから2次元CT画像(断層画像、以降、単にCT画像と記載)を再構成する。フェルドカンプ法は、コーンビームのように再構成面に対して投影レイが交差する場合の再構成法であり、コーン角が小さいことを前提として畳み込みの際にはファン投影ビームとみなして処理し、逆投影はスキャンの際のレイに沿って処理する近似的画像再構成法である。コーンビーム再構成法は、フェルドカンプ法よりもコーン角のエラーが抑えられる方法として、再構成面に対するレイの角度に応じて投影データを補正する再構成法である。第1再構成部17は、再構成されたボリュームデータおよびCT画像を記憶部48へ伝送する。 The first reconstruction unit 17 uses the Feldkamp method or the cone beam reconstruction method based on the projection data set transmitted from the first preprocessing unit 16 and having a view angle in the range of 360 ° or 180 ° + fan angle. Thus, the substantially cylindrical volume data is reconstructed. For example, the first reconstruction unit 17 uses, for example, a fan beam reconstruction method (also referred to as a fan beam convolution back projection method), a filtered back projection method (FBP), a successive approximation reconstruction method, or the like. A two-dimensional CT image (a tomographic image, hereinafter simply referred to as a CT image) is reconstructed from the projection data set. The Feldkamp method is a reconstruction method when the projection ray intersects the reconstruction surface like a cone beam, and it is treated as a fan projection beam when convolved on the assumption that the cone angle is small. Back projection is an approximate image reconstruction method that processes along a ray during scanning. The cone beam reconstruction method is a reconstruction method that corrects projection data in accordance with the angle of the ray with respect to the reconstruction surface, as a method that suppresses cone angle errors more than the Feldkamp method. The first reconstruction unit 17 transmits the reconstructed volume data and CT image to the storage unit 48.
第1走査制御部18は、所定のスキャンシーケンスに従って撮像を行うように、スリップリング10から高電圧発生部11への電力供給を制御する。 The first scan control unit 18 controls power supply from the slip ring 10 to the high voltage generation unit 11 so as to perform imaging according to a predetermined scan sequence.
ガンマ線収集部20は、ガンマ線検出機構である検出器リング(図示せず)を有する。典型的には、ガントリ30内は、Z軸に沿って複数の検出器リングが配列される。検出器リングは、Z軸回りに円周状に配列された複数のガンマ線検出器を有する。 The gamma ray collection unit 20 has a detector ring (not shown) that is a gamma ray detection mechanism. Typically, a plurality of detector rings are arranged in the gantry 30 along the Z axis. The detector ring has a plurality of gamma ray detectors arranged circumferentially around the Z axis.
複数のガンマ線検出器は、被検体P内部に注入された放射線源から放出されるガンマ線を検出し、当該ガンマ線のエネルギーに応じた検出信号を発生する。複数のガンマ線検出器は、被検体Pの体軸回りに円周状に配列されているため、複数の方向(立体角)において、ガンマ線を検出することが可能である。具体的には、ガンマ線検出器は、複数のシンチレータと、複数の光電変換素子とを有している。シンチレータは、ガンマ線が入射されると蛍光を発生する。蛍光は、ライトガイド(図示せず)を介して光電変換素子に導かれる。光電変換素子は、ライドガイドを介してシンチレータから蛍光を受波し、受波された蛍光の光量を増幅し、光量に応じた検出信号を発生する。光電変換素子は、発生した検出信号を第2前処理部21およびエネルギー弁別部22へ出力する。 The plurality of gamma ray detectors detect gamma rays emitted from a radiation source injected into the subject P, and generate detection signals corresponding to the energy of the gamma rays. Since the plurality of gamma ray detectors are arranged circumferentially around the body axis of the subject P, gamma rays can be detected in a plurality of directions (solid angles). Specifically, the gamma ray detector has a plurality of scintillators and a plurality of photoelectric conversion elements. The scintillator generates fluorescence when gamma rays are incident. The fluorescence is guided to the photoelectric conversion element through a light guide (not shown). The photoelectric conversion element receives fluorescence from the scintillator via the ride guide, amplifies the amount of received fluorescence, and generates a detection signal corresponding to the amount of light. The photoelectric conversion element outputs the generated detection signal to the second preprocessing unit 21 and the energy discriminating unit 22.
ここで、PETでは、被検体に投与された1つの放射線源から放出される陽電子と電子とが対消滅すると同時に180°反対方向にそれぞれ放出される、一対の消滅放射線を複数のガンマ線検出器で検出する。なお、一対の消滅放射線の入射位置同士を結ぶ線は、LOR(Line of Response)と呼ばれている。PETは、この一対の消滅放射線を弁別して、放射線源の空間分布を発生する。 Here, in PET, a pair of annihilation radiations, which are emitted in opposite directions at the same time as positrons and electrons emitted from one radiation source administered to a subject, are simultaneously emitted by a plurality of gamma ray detectors. To detect. A line connecting the incident positions of a pair of annihilation radiations is called LOR (Line of Response). PET discriminates this pair of annihilation radiation and generates a spatial distribution of radiation sources.
第2前処理部21は、ガンマ線検出器から出力された検出信号に基づいて、ガンマ線検出器に入射されたガンマ線のエネルギー値を算出する。また、第2前処理部21は、ガンマ線検出器から出力された検出信号に基づいて、ガンマ線検出器に入射されたガンマ線の検出時刻を計測する。第2前処理部21は、ガンマ線検出器から出力された一対の検出信号に基づいて、光電変換素子にて受波された蛍光の光量の比により、蛍光を発生したシンチレータの位置情報、すなわち当該一対のガンマ線の入射位置を算出する。第2前処理部21は、上記ガンマ線のエネルギー値情報、検出時刻情報および入射位置情報をエネルギー弁別部22へ出力する。 The second preprocessing unit 21 calculates the energy value of gamma rays incident on the gamma ray detector based on the detection signal output from the gamma ray detector. The second preprocessing unit 21 measures the detection time of the gamma rays incident on the gamma ray detector based on the detection signal output from the gamma ray detector. Based on the pair of detection signals output from the gamma ray detector, the second preprocessing unit 21 determines the position information of the scintillator that has generated the fluorescence based on the ratio of the amount of fluorescence received by the photoelectric conversion element, that is, The incident position of a pair of gamma rays is calculated. The second preprocessing unit 21 outputs the gamma ray energy value information, detection time information, and incident position information to the energy discriminating unit 22.
エネルギー弁別部22は、第2前処理部21から出力されたエネルギー値情報に基づいて、ガンマ線検出器から出力された検出信号を弁別する。具体的には、エネルギー弁別部22は、ガンマ線のエネルギーピーク511keVを中心とした、±20パーセント程度のエネルギーウィンドウ幅以内のエネルギー値を有する検出信号を弁別する。なお、エネルギーウィンドウ下限値(下限閾値、300〜400keV程度)よりもエネルギー値が低い場合、ガンマ線の散乱線成分とみなされる。また、エネルギーウィンドウ上限値(上限閾値、600〜850keV程度)よりもエネルギー値が高い場合、パイルアップとみなされる。パイルアップとは、同時あるいは非常に短い時間間隔で入力された信号がお互いに重なり合うことである。 The energy discriminating unit 22 discriminates the detection signal output from the gamma ray detector based on the energy value information output from the second preprocessing unit 21. Specifically, the energy discriminating unit 22 discriminates a detection signal having an energy value within an energy window width of about ± 20 percent around the energy peak 511 keV of gamma rays. In addition, when an energy value is lower than an energy window lower limit (lower threshold, about 300 to 400 keV), it is regarded as a scattered radiation component of gamma rays. Moreover, when an energy value is higher than an energy window upper limit (upper limit threshold, about 600 to 850 keV), it is regarded as pile-up. Pile-up means that signals input simultaneously or at very short time intervals overlap each other.
同時計数回路23は、第2前処理部21から出力された検出時刻情報に基づいて、エネルギー弁別部22により弁別された一対の検出信号を、同時性により、計数する。具体的には、エネルギー弁別部22は、ガンマ線検出器に入射されたガンマ線から、その検出時刻差が2nsec〜5nsecのタイムウィンドウ幅以内となる、一対の検出信号を上記LORごとに計数する。実施形態では、弁別された一対の検出信号を上記LORごとに計数した値を、同時計数情報と定義する。同時計数情報には、シンチレータにガンマ線が入射する事象を表すイベントごとに発生した、一対のガンマ線各々の入射位置および入射時間を関連付けたデータセット(イベントデータ)が含まれる。ここで、同時計数回路23は、複数の医用画像各々の同時計数のカウント数を求める。すなわち、同時計数回路23は、上記イベントごとに発生したイベントデータのカウント数を求める。本実施形態では、イベントごとに発生したイベントデータのカウント数をイベント数と記載する。同時計数回路23は、上記弁別された一対の検出信号の計数処理を繰り返し実行することで、複数の方向(立体角)における同時計数情報およびイベント数情報を取得する。同時計数回路23は、当該複数の方向における同時計数情報を第2再構成部24および記憶部48へ出力する。同時計数情報は、第2再構成部24により再構成されたPET画像に関連付けられて、記憶部48に記憶される。また、同時計数回路23は、当該イベント数情報を記憶部48へ出力する。イベント数情報は、第2再構成部24により再構成されたPET画像に関連付けられて、記憶部48に記憶される。 The coincidence counting circuit 23 counts a pair of detection signals discriminated by the energy discriminating unit 22 based on the detection time information output from the second pre-processing unit 21 based on simultaneity. Specifically, the energy discriminating unit 22 counts a pair of detection signals for each LOR whose detection time difference is within a time window width of 2 to 5 nsec from the gamma rays incident on the gamma ray detector. In the embodiment, a value obtained by counting the pair of detected detection signals for each LOR is defined as coincidence counting information. The coincidence count information includes a data set (event data) that associates an incident position and an incident time of each of a pair of gamma rays generated for each event that represents an event in which gamma rays are incident on the scintillator. Here, the coincidence circuit 23 obtains the number of coincidence counts for each of the plurality of medical images. That is, the coincidence counting circuit 23 obtains the count number of event data generated for each event. In the present embodiment, the count number of event data generated for each event is described as the event number. The coincidence counting circuit 23 repeatedly performs the counting process of the pair of detection signals thus discriminated to obtain coincidence counting information and event number information in a plurality of directions (solid angles). The coincidence counting circuit 23 outputs the coincidence counting information in the plurality of directions to the second reconstruction unit 24 and the storage unit 48. The coincidence counting information is stored in the storage unit 48 in association with the PET image reconstructed by the second reconstruction unit 24. Further, the coincidence counting circuit 23 outputs the event number information to the storage unit 48. The event number information is stored in the storage unit 48 in association with the PET image reconstructed by the second reconstruction unit 24.
第2再構成部24は、同時計数回路23から出力された複数の方向における同時計数情報に含まれるイベントデータを用いて、複数のPET画像を再構成する。PET画像とは、放射性同位体(ポジトロン核種)で標識した薬剤を放射線源として得られる上記データから、放射線源の空間的な集積分布を再構成したものである。具体的には、第2再構成部24は、フィルタ補正逆投影法(FBP:Filtered Back Projection)または逐次近似再構成法等を適用して演算処理を実行し、上記同時計数情報からPET画像を再構成する。再構成された複数のPET画像のデータは、当該複数の方向における同時計数情報と関連付けられて、記憶部48に記憶される。 The second reconstruction unit 24 reconstructs a plurality of PET images using event data included in the coincidence counting information in a plurality of directions output from the coincidence counting circuit 23. A PET image is obtained by reconstructing a spatially integrated distribution of a radiation source from the above data obtained by using a drug labeled with a radioisotope (positron nuclide) as a radiation source. Specifically, the second reconstruction unit 24 executes a calculation process by applying a filtered back projection method (FBP), a successive approximation reconstruction method, or the like, and obtains a PET image from the coincidence information. Reconfigure. The data of the reconstructed plurality of PET images is stored in the storage unit 48 in association with the coincidence counting information in the plurality of directions.
第2走査制御部25は、所定のスキャンシーケンスに従ってガンマ線収集を行うように、ガンマ線収集部20を制御する。スキャンシーケンスは、ガンマ線の収集タイミング等を規定している。 The second scan control unit 25 controls the gamma ray collection unit 20 so as to collect gamma rays according to a predetermined scan sequence. The scan sequence defines the collection timing of gamma rays.
医用画像処理装置200は、領域抽出部40と、画像発生部41と、インターフェイス(I/F)45と、入力部46と、表示部47と、記憶部48と、システム制御部49とを有する。 The medical image processing apparatus 200 includes an area extraction unit 40, an image generation unit 41, an interface (I / F) 45, an input unit 46, a display unit 47, a storage unit 48, and a system control unit 49. .
領域抽出部40は、上記PET画像から、放射線源の集積度が所定の基準値を超える高集積領域を抽出する。領域抽出部40は、当該高集積領域として、例えば、被検体Pにおける生理的要因により放射線源の集積度が高い生理的高集積領域を当該PET画像から抽出する。また、領域抽出部40は、被検体Pにおける病変部位または病変候補部位の存在により放射線源の集積度が高い病変候補領域を当該PET画像から抽出する。領域抽出部40は、抽出した生理的高集積領域および病変候補領域のデータを画像発生部41へ伝送する。 The region extraction unit 40 extracts a highly integrated region where the integration degree of the radiation source exceeds a predetermined reference value from the PET image. The region extraction unit 40 extracts, as the highly integrated region, for example, a physiologically highly integrated region with a high integration level of the radiation source from the PET image due to physiological factors in the subject P. Further, the region extraction unit 40 extracts from the PET image a lesion candidate region having a high degree of accumulation of radiation sources due to the presence of a lesion site or a lesion candidate site in the subject P. The region extraction unit 40 transmits the extracted physiologically highly integrated region and lesion candidate region data to the image generation unit 41.
ここで、上記第1再構成部17または第2再構成部24における再構成処理、または記憶部48におけるCT画像またはPET画像の記憶処理において、CT画像における位置座標系と、PET画像における位置座標系とが関連付けられている。このため、領域抽出部40は、上記CT画像から得られる生理的高集積領域に対応する領域の輪郭データを基に、生理的高集積領域をPET画像から抽出してもよい。なお、生理的高集積領域とは、例えば、脳、心臓、膀胱、および腎臓等のことである。 Here, in the reconstruction process in the first reconstruction unit 17 or the second reconstruction unit 24 or the storage process of the CT image or the PET image in the storage unit 48, the position coordinate system in the CT image and the position coordinate in the PET image Associated with the system. Therefore, the region extraction unit 40 may extract the physiologically highly integrated region from the PET image based on the contour data of the region corresponding to the physiologically highly integrated region obtained from the CT image. The physiologically highly integrated region is, for example, the brain, heart, bladder, kidney, and the like.
画像発生部41は、切り抜き画像発生部42と、切り出し画像発生部43と、フュージョン画像発生部44とを有する。 The image generation unit 41 includes a cutout image generation unit 42, a cutout image generation unit 43, and a fusion image generation unit 44.
切り抜き画像発生部42は、領域抽出部40から伝送された生理的高集積領域および病変候補領域のデータに基づいて、上記高集積領域をPET画像から切り抜いた切り抜き画像を発生する。切り抜き画像発生部42は、発生した切り抜き画像をフュージョン画像発生部44および表示部47へ伝送する。 The cut-out image generation unit 42 generates a cut-out image obtained by cutting out the highly integrated region from the PET image based on the data of the physiologically highly integrated region and the lesion candidate region transmitted from the region extracting unit 40. The cutout image generation unit 42 transmits the generated cutout image to the fusion image generation unit 44 and the display unit 47.
切り出し画像発生部43は、領域抽出部40から伝送された生理的高集積領域および病変候補領域のデータに基づいて、上記生理的高集積領域および病変候補領域をPET画像から切り出した切り出し画像を発生する。切り出し画像発生部43は、発生した切り出し画像をフュージョン画像発生部44および表示部47へ伝送する。なお、切り抜き画像発生部42は、上記生理的高集積領域のみ、または病変候補領域のみをPET画像から切り出した切り出し画像を発生してもよい。 The cutout image generation unit 43 generates a cutout image obtained by cutting out the physiologically highly integrated region and the lesion candidate region from the PET image based on the data of the physiologically highly integrated region and the lesion candidate region transmitted from the region extracting unit 40. To do. The cutout image generation unit 43 transmits the generated cutout image to the fusion image generation unit 44 and the display unit 47. Note that the cutout image generation unit 42 may generate a cutout image in which only the physiologically highly integrated region or only the lesion candidate region is cut out from the PET image.
フュージョン画像発生部44は、上記CT画像と、上記PET画像とを重畳処理した第1フュージョン画像を発生する。また、フュージョン画像発生部44は、当該CT画像と、切り出し画像発生部43により発生された切り出し画像とを重畳処理した第2フュージョン画像を発生する。また、フュージョン画像発生部44は、当該CT画像と、切り抜き画像発生部42により発生された切り抜き画像とを重畳処理した第3フュージョン画像を発生する。フュージョン画像発生部44は、第1フュージョン画像と、第2フュージョン画像と、第3フュージョン画像とを表示部47へ伝送する。 The fusion image generating unit 44 generates a first fusion image obtained by superimposing the CT image and the PET image. Further, the fusion image generation unit 44 generates a second fusion image obtained by superimposing the CT image and the cutout image generated by the cutout image generation unit 43. Further, the fusion image generation unit 44 generates a third fusion image obtained by superimposing the CT image and the cutout image generated by the cutout image generation unit 42. The fusion image generation unit 44 transmits the first fusion image, the second fusion image, and the third fusion image to the display unit 47.
なお、画像発生部41における画像生成においては、ウィンドウ変換の際、例えば、上記切り出し画像における複数の高集積領域の少なくともいずれか1つに合わせて、ウィンドウ幅と、ウィンドウレベルとを調整してもよい。これにより、上記切り出し画像を表示する際に、当該複数の高集積領域各々に合わせて個々に最適なウィンドウを設定することが可能になる。すなわち、PET画像における全ての領域をウィンドウ変換することなく、病変部位または病変候補部位を最適なウィンドウで観察することが可能になる。 In the image generation in the image generation unit 41, at the time of window conversion, for example, the window width and the window level may be adjusted according to at least one of the plurality of highly integrated regions in the cut-out image. Good. Thereby, when displaying the cut-out image, it is possible to set an optimum window individually for each of the plurality of highly integrated regions. That is, it is possible to observe a lesion site or a lesion candidate site with an optimal window without performing window conversion on all regions in the PET image.
また、画像発生部41は、上記ボリュームデータを最大値投影法で投影処理することで得られるMIP(Maximum Intensity Projection)画像を発生してもよい。また、画像発生部41は、上記ボリュームデータを最小値投影法で投影処理することで得られるMinIP(Minimum Intensity Projection)画像を発生してもよい。また、画像発生部41は、上記ボリュームデータを総和値投影法で投影処理することで得られるレイサム(Ray Summation)画像を発生してもよい。これにより、画像の雑音成分の受けにくく、高いコントラストの画像を得られる。 Further, the image generation unit 41 may generate a maximum intensity projection (MIP) image obtained by projecting the volume data by the maximum value projection method. Further, the image generating unit 41 may generate a MinIP (Minimum Intensity Projection) image obtained by projecting the volume data by the minimum value projection method. Further, the image generation unit 41 may generate a ray summation image obtained by projecting the volume data by the sum value projection method. Thereby, it is difficult to receive the noise component of the image, and an image with high contrast can be obtained.
インターフェイス45は、有線あるいは無線にて外部装置と通信する。外部装置は、例えば、上記PET−CT装置以外のモダリティ、放射線部門情報管理システム(RIS:Radiological Information System)、病院情報システム(HIS:Hospital Information System)およびPACS(Picture Archiving and Communication System)等のシステムに含まれるサーバ、あるいは他のワークステーション等である。 The interface 45 communicates with an external device by wire or wirelessly. External devices include, for example, modalities other than the PET-CT apparatus, radiation department information management system (RIS), hospital information system (HIS), and PACS (Picture Archiving and Communication System). Server or other workstation included.
入力部46は、ユーザの操作に応じたコマンド等を入力するインターフェイスである。入力部46は、例えば、キーボード、マウス、タッチパネル、トラックボールおよび各種ボタン等を含む。 The input unit 46 is an interface for inputting commands and the like according to user operations. The input unit 46 includes, for example, a keyboard, a mouse, a touch panel, a trackball, various buttons, and the like.
表示部47は、上記CT画像、PET画像、切り抜き画像、切り出し画像、第1フュージョン画像、第2フュージョン画像、第3フュージョン画像、MIP画像、MinIP画像およびレイサム画像等を表示デバイスに表示する。表示部47は、例えば、切り抜き画像に合わせて、ウィンドウ幅と、ウィンドウレベルと、オパシティと、表示色とを調整して、当該切り抜き画像を表示する。すなわち、PET画像における画素値の高い部分を除いてからウィンドウ幅と、ウィンドウレベルと、オパシティと、表示色とが調整される。これにより、PET画像における上記高集積領域よりも輝度の小さい領域の視認性が向上する。表示デバイスとしては、CRTディスプレイ(Cathode Ray Tube Display)、液晶ディスプレイ(LCD:Liquid Crystal Display)、有機ELディスプレイ(OELD:Organic Electro Luminescence Display)あるいはプラズマディスプレイ等が適宜利用可能である。 The display unit 47 displays the CT image, the PET image, the cutout image, the cutout image, the first fusion image, the second fusion image, the third fusion image, the MIP image, the MinIP image, the laysum image, and the like on a display device. For example, the display unit 47 adjusts the window width, the window level, the opacity, and the display color according to the clipped image, and displays the clipped image. That is, the window width, the window level, the opacity, and the display color are adjusted after excluding a portion with a high pixel value in the PET image. Thereby, the visibility of the area | region where brightness | luminance is smaller than the said highly integrated area | region in PET image improves. As a display device, a CRT display (Cathode Ray Tube Display), a liquid crystal display (LCD), an organic EL display (OELD: Organic Electro Luminescence Display), a plasma display, or the like can be used as appropriate.
なお、表示部47は、画像の表示領域ごとに、ウィンドウ幅と、ウィンドウレベルと、オパシティと、表示色とを調整してもよい。 The display unit 47 may adjust the window width, the window level, the opacity, and the display color for each image display area.
記憶部48は、比較的大容量のデータを記憶可能なHDD(Hard Disk Drive)やSSD(Solid State Drive)等である。記憶部48は、第2再構成部24で再構成された複数のPET画像のデータを記憶する。また、記憶部48は、同時計数回路23から出力された複数の方向における同時計数情報と、当該イベント数情報とをそれぞれ関連付けて記憶する。また、記憶部48は、第1再構成部17から伝送されるCT画像における位置座標系と、第2再構成部24から伝送されるPET画像における位置座標系とを関連付けて、当該CT画像のデータを記憶する。なお、記憶部48は、第1再構成部17から伝送されるCT画像における位置座標系と、第2再構成部24から伝送されるPET画像における位置座標系とを関連付けて、当該PET画像のデータを記憶してもよい。記憶部48は、第1前処理部16から伝送された投影データおよび第1再構成部17で再構成されたボリュームデータを記憶する。 The storage unit 48 is an HDD (Hard Disk Drive), an SSD (Solid State Drive), or the like that can store a relatively large amount of data. The storage unit 48 stores data of a plurality of PET images reconstructed by the second reconstruction unit 24. In addition, the storage unit 48 stores the coincidence counting information output from the coincidence counting circuit 23 in a plurality of directions and the event number information in association with each other. The storage unit 48 associates the position coordinate system in the CT image transmitted from the first reconstruction unit 17 with the position coordinate system in the PET image transmitted from the second reconstruction unit 24, and Store the data. The storage unit 48 associates the position coordinate system in the CT image transmitted from the first reconstruction unit 17 with the position coordinate system in the PET image transmitted from the second reconstruction unit 24, and stores the PET image of the PET image. Data may be stored. The storage unit 48 stores the projection data transmitted from the first preprocessing unit 16 and the volume data reconstructed by the first reconstruction unit 17.
記憶部48は、領域抽出部40で抽出された高集積領域(生理的高集積領域および病変候補領域)に関連付けられる領域情報を付帯情報として付帯させて、当該高集積領域のデータを各々登録する。例えば、記憶部48は、PET画像における高集積領域の位置座標と、当該高集積領域における最大画素値と、当該高集積領域の最大径と、当該領高集積域の種類とを付帯情報として付帯させて、領域抽出部40で抽出された高集積領域のデータを各々登録する。すなわち、記憶部48内には、当該生理的高集積領域および病変候補領域に関する領域データベースが構築される。これにより、例えば、フォローアップ検査において、上記領域データベースを検索して、治療開始前および治療後の経過観察で得られた高集積領域のデータを参照することが可能になる。 The storage unit 48 appends region information associated with the highly integrated region (physiological highly integrated region and lesion candidate region) extracted by the region extracting unit 40 as supplementary information, and registers the data of the highly integrated region, respectively. . For example, the storage unit 48 uses the position coordinates of the highly integrated region in the PET image, the maximum pixel value in the highly integrated region, the maximum diameter of the highly integrated region, and the type of the region highly integrated region as supplementary information. Thus, the data of the highly integrated area extracted by the area extracting unit 40 is registered. That is, in the storage unit 48, a region database relating to the physiologically highly integrated region and the lesion candidate region is constructed. Thereby, for example, in the follow-up examination, it is possible to search the region database and refer to data of a highly integrated region obtained by follow-up observation before and after treatment.
なお、記憶部48は、HDD等の磁気ディスク以外にも、光磁気ディスクやCD(Compact Disc)、DVD(Digital Versatile Disc)、ブルーレイディスク(Blu-ray(登録商標) Disc)等の光ディスクを利用してもよい。また、記憶部48の保存領域は、医用画像処理装置200内にあってもよいし、上記ネットワークで接続された外部記憶装置内にあってもよい。 The storage unit 48 uses an optical disk such as a magneto-optical disk, a CD (Compact Disc), a DVD (Digital Versatile Disc), and a Blu-ray (Blu-ray (registered trademark)) in addition to a magnetic disk such as an HDD. May be. The storage area of the storage unit 48 may be in the medical image processing apparatus 200 or in an external storage device connected by the network.
システム制御部49は、医用画像撮像装置100と、領域抽出部40と、画像発生部41と、インターフェイス45と、入力部46と、表示部47と、記憶部48との動作を制御する。 The system control unit 49 controls operations of the medical imaging device 100, the region extraction unit 40, the image generation unit 41, the interface 45, the input unit 46, the display unit 47, and the storage unit 48.
ここで、実施形態に係る医用画像処理装置200による処理の流れについて、具体例を挙げて説明する。 Here, the flow of processing by the medical image processing apparatus 200 according to the embodiment will be described with a specific example.
図2は、実施形態に係る医用画像処理装置200における処理の流れを示すフローチャートである。図3は、図1に示す第2再構成部24にて再構成されたPET画像と、切り出し画像発生部43にて発生された切り出し画像と、切り抜き画像発生部42にて発生された切り抜き画像との一例を示す図である。図4は、図1に示す記憶部48に記憶される領域データベースを示す図である。 FIG. 2 is a flowchart showing a flow of processing in the medical image processing apparatus 200 according to the embodiment. 3 shows a PET image reconstructed by the second reconstruction unit 24 shown in FIG. 1, a cut-out image generated by the cut-out image generation unit 43, and a cut-out image generated by the cut-out image generation unit 42. It is a figure which shows an example. FIG. 4 is a diagram showing an area database stored in the storage unit 48 shown in FIG.
図2に示すように、領域抽出部40にて、図3(a)に示すPET画像から生理的高集積領域(例えば、脳、心臓、膀胱、腎臓等)と病変候補領域とが抽出される(ステップST1)。上記生理的高集積領域および病変候補領域の抽出方法として、次の方法が挙げられる。 As shown in FIG. 2, the region extraction unit 40 extracts physiologically highly integrated regions (eg, brain, heart, bladder, kidney, etc.) and lesion candidate regions from the PET image shown in FIG. (Step ST1). As a method for extracting the physiologically highly integrated region and the lesion candidate region, the following method may be mentioned.
第1の抽出方法として、フィルタ処理(雑音の除去・低減、集積値の変動範囲の調整等)が実行される。フィルタ処理後、PET画像上に、ユーザによる任意点が設定される(ポインティング)。任意点の設定後、当該任意点を基準としたROI(Region Of Interest)が設定される。さらに、セグメンテーション(特徴抽出およびエッジ抽出等)が実行される。セグメンテーション後、抽出した領域が編集(拡大・縮小・分割・統合・削除等)される。 As the first extraction method, filter processing (removal / reduction of noise, adjustment of fluctuation range of integrated value, etc.) is executed. After filtering, an arbitrary point set by the user is set on the PET image (pointing). After setting an arbitrary point, an ROI (Region Of Interest) based on the arbitrary point is set. Further, segmentation (feature extraction, edge extraction, etc.) is performed. After segmentation, the extracted area is edited (enlargement / reduction / division / integration / deletion, etc.).
また、第2の抽出方法として、フィルタ処理(雑音の除去・低減、集積値の変動範囲の調整等)が実行される。フィルタ処理後、PET画像における各高集積領域の最大画素値を検出した位置を示す極大点が抽出される。極大点の抽出後、当該極大点を基準としたROIが設定される。さらに、セグメンテーション(特徴抽出およびエッジ抽出等)が実行される。セグメンテーション後、抽出した領域が編集(拡大・縮小・分割・統合・削除等)される。 As the second extraction method, filter processing (removal / reduction of noise, adjustment of the fluctuation range of integrated values, etc.) is executed. After the filtering process, a local maximum point indicating the position where the maximum pixel value of each highly integrated region in the PET image is detected is extracted. After extracting the local maximum point, an ROI based on the local maximum point is set. Further, segmentation (feature extraction, edge extraction, etc.) is performed. After segmentation, the extracted area is edited (enlargement / reduction / division / integration / deletion, etc.).
上記抽出方法により、領域抽出部40は、PET画像における生理的高集積領域および病変候補領域を抽出する。 By the extraction method, the region extraction unit 40 extracts a physiologically highly integrated region and a lesion candidate region in the PET image.
PET画像から生理的高集積領域と病変候補領域とを抽出後、切り出し画像発生部43にて、PET画像から生理的高集積領域と病変候補領域とを切り出した切り出し画像が発生される(ステップST2)。切り出し画像は、図3(b)に示されている。PET画像から切り出された生理的高集積領域および病変候補領域各々には、例えば、図4に示す領域番号、PET画像における高集積領域の位置座標、当該高集積領域の最大画素値、当該高集積領域の最大径、当該高集積領域の種類、および部位の名称(例えば、脳皮質、心臓、肝臓、膀胱、腎臓等)等が付帯情報として付帯されている。 After extracting the physiologically highly integrated region and the lesion candidate region from the PET image, the cutout image generating unit 43 generates a cutout image by cutting out the physiologically highly integrated region and the lesion candidate region from the PET image (step ST2). ). The cut-out image is shown in FIG. For each of the physiologically highly integrated region and the lesion candidate region cut out from the PET image, for example, the region number shown in FIG. 4, the position coordinates of the highly integrated region in the PET image, the maximum pixel value of the highly integrated region, the highly integrated region The maximum diameter of the area, the type of the highly integrated area, the name of the part (for example, brain cortex, heart, liver, bladder, kidney, etc.) are attached as incidental information.
ここで、上記再構成処理または記憶処理において、CT画像における位置座標系と、PET画像における位置座標系とが関連付けられている。これにより、PET画像上で、生理的高集積領域と、病変候補領域とを区別することが可能となっている。このため、生理的高集積領域には、上記部位の名称が付帯情報として付帯されている。 Here, in the reconstruction process or the storage process, the position coordinate system in the CT image and the position coordinate system in the PET image are associated with each other. Thereby, it is possible to distinguish a physiologically highly integrated region and a lesion candidate region on a PET image. For this reason, the name of the said site | part is attached to the physiologically highly integrated area | region as incidental information.
また、切り抜き画像発生部42にて、PET画像から生理的高集積領域と病変候補領域とを切り抜いた切り抜き画像が発生される(ステップST3)。切り抜き画像は、図3(c)に示されている。なお、上記生理的高集積領域と病変候補領域とを切り抜いた部分の画素には、特定の値(例えば、0)を設定してもよい。 Further, the cut-out image generation unit 42 generates a cut-out image obtained by cutting out the physiologically highly integrated region and the lesion candidate region from the PET image (step ST3). The cropped image is shown in FIG. It should be noted that a specific value (for example, 0) may be set for the pixel in the portion where the physiologically highly integrated region and the lesion candidate region are cut out.
図5は、図1に示すフュージョン画像発生部44にて発生された、上記第1、第2および第3フュージョン画像を示す図である。 FIG. 5 is a diagram showing the first, second, and third fusion images generated by the fusion image generating unit 44 shown in FIG.
フュージョン画像発生部44にて、上記CT画像と、上記PET画像とを重畳処理した第1フュージョン画像が発生される。第1フュージョン画像は、図5(a)に示されている。また、フュージョン画像発生部44にて、当該CT画像と、切り出し画像発生部43により発生された切り出し画像とを重畳処理した第2フュージョン画像が発生される。第2フュージョン画像は、図5(b)に示されている。また、フュージョン画像発生部44にて、当該CT画像と、切り抜き画像発生部42により発生された切り抜き画像とを重畳処理した第3フュージョン画像が発生される。第3フュージョン画像は、図5(c)に示されている(ステップST4)。 The fusion image generation unit 44 generates a first fusion image obtained by superimposing the CT image and the PET image. The first fusion image is shown in FIG. In addition, the fusion image generation unit 44 generates a second fusion image obtained by superimposing the CT image and the cutout image generated by the cutout image generation unit 43. The second fusion image is shown in FIG. In addition, the fusion image generation unit 44 generates a third fusion image obtained by superimposing the CT image and the cutout image generated by the cutout image generation unit 42. The third fusion image is shown in FIG. 5C (step ST4).
上記処理により、切り抜き画像、切り出し画像、第1フュージョン画像、第2フュージョン画像、および第3フュージョン画像が得られる。 By the above process, a cutout image, a cutout image, a first fusion image, a second fusion image, and a third fusion image are obtained.
なお、ステップST4でのフュージョン画像生成においては、例えば、第2フュージョン画像における複数の高集積領域の少なくともいずれか1つに合わせて、ウィンドウ幅と、ウィンドウレベルとを調整してもよい。これにより、上記第2フュージョンを表示する際に、当該複数の高集積領域各々に合わせて個々に最適なウィンドウを設定することが可能になる。すなわち、第2フュージョン画像における全ての領域をウィンドウ変換することなく、病変部位または病変候補部位を最適なウィンドウで観察することが可能になる。 In the fusion image generation in step ST4, for example, the window width and the window level may be adjusted in accordance with at least one of the plurality of highly integrated regions in the second fusion image. Thus, when displaying the second fusion, it is possible to set an optimum window individually for each of the plurality of highly integrated regions. That is, it is possible to observe a lesion site or a lesion candidate site with an optimal window without performing window conversion on all regions in the second fusion image.
図6は、上記第1、第2、および第3フュージョン画像の表示形態の一例を示す図である。図7は、上記CT画像、PET画像、第3フュージョン画像、およびMIP画像の表示形態の一例を示す図である。 FIG. 6 is a diagram illustrating an example of a display form of the first, second, and third fusion images. FIG. 7 is a diagram illustrating an example of a display form of the CT image, the PET image, the third fusion image, and the MIP image.
図6において、表示部47の表示領域が9つに分割されている。表示部47には、一行目に、アキシャル断面、コロナル断面、およびサジタル断面各々の第1フュージョン画像が表示されている。また、表示部47には、二行目に、アキシャル断面、コロナル断面、およびサジタル断面各々の第2フュージョン画像が表示されている。また、表示部47には、三行目に、アキシャル断面、コロナル断面、およびサジタル断面各々の第3フュージョン画像が表示されている。 In FIG. 6, the display area of the display unit 47 is divided into nine. The display unit 47 displays the first fusion image of each of the axial, coronal, and sagittal sections in the first line. The display unit 47 displays the second fusion image of each of the axial section, the coronal section, and the sagittal section in the second row. The display unit 47 displays a third fusion image of each of the axial section, the coronal section, and the sagittal section in the third row.
図7において、表示部47の表示領域が4つに分割されている。表示部47には、CT画像、PET画像、第3フュージョン画像、およびMIP画像が表示されている。表示部47は、画像ごとに、ウィンドウ幅と、ウィンドウレベルと、オパシティと、表示色とを調整して表示してもよい。表示部47は、例えば、切り出し画像および第2フュージョン画像における複数の高集積領域の少なくともいずれか1つに合わせて、ウィンドウ幅と、ウィンドウレベルと、オパシティと、表示色とを調整して表示をしてもよい。これにより、表示部47は、上記切り出し画像および第2フュージョン画像を表示する際に、切り出し画像および第2フュージョン画像における複数の高集積領域各々に合わせて個々に最適なウィンドウを設定することが可能になる。すなわち、表示部47は、PET画像および第2フュージョン画像における全ての領域をウィンドウ変換することなく、病変部位または病変候補部位を最適なウィンドウで表示することが可能になる。 In FIG. 7, the display area of the display unit 47 is divided into four. The display unit 47 displays a CT image, a PET image, a third fusion image, and an MIP image. The display unit 47 may adjust and display the window width, window level, opacity, and display color for each image. For example, the display unit 47 adjusts the window width, the window level, the opacity, and the display color according to at least one of the plurality of highly integrated regions in the cut-out image and the second fusion image. May be. Thereby, when displaying the cutout image and the second fusion image, the display unit 47 can set an optimum window individually for each of the plurality of highly integrated regions in the cutout image and the second fusion image. become. That is, the display unit 47 can display a lesion site or a lesion candidate site in an optimal window without performing window conversion on all regions in the PET image and the second fusion image.
なお、図6および図7に示す表示は一例であり、これに限定されない。表示部47は、上記CT画像、PET画像、切り抜き画像、切り出し画像、第1フュージョン画像、第2フュージョン画像、第3フュージョン画像、MIP画像、MinIP画像およびレイサム画像等をユーザの指示に応じて適宜表示してもよい。また、表示部47は、上記CT画像、PET画像、切り抜き画像、切り出し画像、第1フュージョン画像、第2フュージョン画像、第3フュージョン画像、MIP画像、MinIP画像およびレイサム画像等を、2次元および3次元の少なくともいずれか1つで表示してもよい。また、表示部47は、画像ごとのウィンドウサイズを変更して表示してもよい。また、表示部47は、上記CT画像、PET画像、切り抜き画像、切り出し画像、第1フュージョン画像、第2フュージョン画像、第3フュージョン画像、MIP画像、MinIP画像およびレイサム画像等の領域の一部を編集した画像を表示してもよい。表示部47は、例えば、切り出し画像における高集積領域の少なくともいずれか1つを拡大して表示してもよい。 The display shown in FIGS. 6 and 7 is an example, and the present invention is not limited to this. The display unit 47 appropriately displays the CT image, the PET image, the cutout image, the cutout image, the first fusion image, the second fusion image, the third fusion image, the MIP image, the MinIP image, the laysum image, and the like according to a user instruction. It may be displayed. The display unit 47 displays the CT image, the PET image, the cutout image, the cutout image, the first fusion image, the second fusion image, the third fusion image, the MIP image, the MinIP image, the Latham image, and the like two-dimensionally and three-dimensionally. You may display by at least any one of the dimensions. Further, the display unit 47 may change the window size for each image and display it. In addition, the display unit 47 displays a part of areas such as the CT image, PET image, clipped image, clipped image, first fusion image, second fusion image, third fusion image, MIP image, MinIP image, and latham image. The edited image may be displayed. For example, the display unit 47 may enlarge and display at least one of the highly integrated regions in the cut-out image.
上記構成によれば、本実施形態に係る医用画像処理装置200では、領域抽出部40は、被検体Pに投与された放射線源の空間的な集積分布を示すPET画像から、放射線源の集積度が所定の基準値を超える高集積領域(例えば、生理的高集積領域および病変候補領域)を抽出する。切り抜き画像発生部43は、領域抽出部40で抽出された高集積領域をPET画像から切り抜いた切り抜き画像を発生する。これにより、画面の輝度に影響されず、高集積領域の視認性を向上させることが可能になる。 According to the above configuration, in the medical image processing apparatus 200 according to the present embodiment, the region extraction unit 40 uses the PET image indicating the spatial accumulation distribution of the radiation source administered to the subject P to determine the degree of radiation source integration. Highly integrated regions (for example, physiologically highly integrated regions and lesion candidate regions) that exceed a predetermined reference value are extracted. The cutout image generation unit 43 generates a cutout image obtained by cutting out the highly integrated region extracted by the region extraction unit 40 from the PET image. This makes it possible to improve the visibility of the highly integrated region without being affected by the screen brightness.
したがって、医用画像処理装置200は、病変部位または病変候補部位の検査漏れが生じる可能性を低減することができる。 Therefore, the medical image processing apparatus 200 can reduce the possibility that an examination omission of a lesion site or a lesion candidate site will occur.
また、医用画像処理装置200は、画面の輝度を切り抜き画像に合わせて調整することで、生理的高集積領域および病変候補領域より輝度の小さい領域の視認性を向上させることが可能になる。 In addition, the medical image processing apparatus 200 can improve the visibility of a region having a lower luminance than the physiologically highly integrated region and the lesion candidate region by adjusting the luminance of the screen according to the clipped image.
また、医用画像処理装置200は、フュージョン画像においても、CT画像と、PET画像から生理的高集積領域および病変候補領域を切り抜いた切り抜き画像とを重畳処理しているため、生理的高集積領域および病変候補領域の輝度を考慮せず画面の輝度を調整することが可能になる。すなわち、医用画像処理装置200は、フュージョン画像を表示させる場合に、生理的高集積領域および病変候補領域より輝度の小さい領域の視認性を向上させることが可能になる。 The medical image processing apparatus 200 also superimposes a CT image and a clipped image obtained by cutting out a physiologically highly integrated region and a lesion candidate region from a PET image in a fusion image. It is possible to adjust the screen brightness without considering the brightness of the lesion candidate area. That is, when displaying a fusion image, the medical image processing apparatus 200 can improve the visibility of a region having a lower luminance than the physiologically highly integrated region and the lesion candidate region.
また、画像発生部41における画像生成においては、ウィンドウ変換の際、例えば、上記切り出し画像における複数の高集積領域の少なくともいずれか1つに合わせて、ウィンドウ幅と、ウィンドウレベルとを調整してもよい。これにより、上記切り出し画像を表示する際に、当該複数の高集積領域各々に合わせて個々に最適なウィンドウを設定することが可能になる。すなわち、PET画像における全ての領域をウィンドウ変換することなく、病変部位または病変候補部位を最適なウィンドウで観察することが可能になる。 In the image generation in the image generation unit 41, at the time of window conversion, for example, the window width and the window level may be adjusted according to at least one of the plurality of highly integrated regions in the cut-out image. Good. Thereby, when displaying the cut-out image, it is possible to set an optimum window individually for each of the plurality of highly integrated regions. That is, it is possible to observe a lesion site or a lesion candidate site with an optimal window without performing window conversion on all regions in the PET image.
また、医用画像処理装置200は、記憶部48に、PET画像における高集積領域の位置座標と、当該高集積領域における最大画素値と、当該高集積領域の最大径と、当該領高集積域の種類とを付帯情報として付帯させて、領域抽出部40で抽出された高集積領域のデータを各々登録している。すなわち、記憶部48内には、当該生理的高集積領域および病変候補領域に関する領域データベースが構築される。これにより、例えば、フォローアップ検査において、上記領域データベースを検索して、治療開始前および治療後の経過観察で得られた高集積領域のデータを参照することが可能になる。 Further, the medical image processing apparatus 200 stores in the storage unit 48 the position coordinates of the highly integrated region in the PET image, the maximum pixel value in the highly integrated region, the maximum diameter of the highly integrated region, and the region of the highly integrated region. The data of the highly integrated area extracted by the area extraction unit 40 is registered with the type as incidental information. That is, in the storage unit 48, a region database relating to the physiologically highly integrated region and the lesion candidate region is constructed. Thereby, for example, in the follow-up examination, it is possible to search the region database and refer to data of a highly integrated region obtained by follow-up observation before and after treatment.
なお、上記実施形態では、医用画像診断装置の一例として、PET/CT装置を示しているが、これに限定されない。実施形態に係る医用画像処理装置200は、上記X線CT装置と上記核医学診断装置の1つであるSPECT(Single Photon Emission Computed Tomography)装置とを組み合わせたSPECT/CT装置にも適用可能である。また、実施形態に係る医用画像処理装置200は、上記医用画像撮像装置の1つである磁気共鳴イメージング診断装置(MRI:Magnetic Resonance Imaging)と上記PET装置とを組み合わせたPET/MRI装置にも適用可能である。 In the above embodiment, a PET / CT apparatus is shown as an example of a medical image diagnostic apparatus, but the present invention is not limited to this. The medical image processing apparatus 200 according to the embodiment can also be applied to a SPECT / CT apparatus that combines the X-ray CT apparatus and a SPECT (Single Photon Emission Computed Tomography) apparatus that is one of the nuclear medicine diagnosis apparatuses. . The medical image processing apparatus 200 according to the embodiment is also applied to a PET / MRI apparatus in which a magnetic resonance imaging diagnostic apparatus (MRI: Magnetic Resonance Imaging) which is one of the medical image imaging apparatuses is combined with the PET apparatus. Is possible.
以上、本発明の実施形態を説明したが、この実施形態は、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。この新規な実施形態は、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。この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ものである。 As mentioned above, although embodiment of this invention was described, this embodiment is shown as an example and is not intending limiting the range of invention. The novel embodiment can be implemented in various other forms, and various omissions, replacements, and changes can be made without departing from the scope of the invention. This embodiment and its modifications are included in the scope and gist of the invention, and are included in the invention described in the claims and the equivalents thereof.
300…医用画像診断装置、100…医用画像撮像装置、10…スリップリング、11…高電圧発生部、12…X線管、13…X線検出器、14…データ収集部(DAS)、15…非接触データ伝送部、16…第1前処理部、17…第1再構成部、18…第1走査制御部、19…回転リング、20…ガンマ線収集部、21…第2前処理部、22…エネルギー弁別部、23…同時計数回路、24…第2再構成部、25…第2走査制御部、30…ガントリ、P…被検体、T…天板、200…医用画像処理装置、40…領域抽出部、41…画像発生部、42…切り抜き画像発生部、43…切り出し画像発生部、44…フュージョン画像発生部、45…インターフェイス(I/F)、46…入力部、47…表示部、48…記憶部、49…システム制御部。 DESCRIPTION OF SYMBOLS 300 ... Medical image diagnostic apparatus, 100 ... Medical imaging device, 10 ... Slip ring, 11 ... High voltage generation part, 12 ... X-ray tube, 13 ... X-ray detector, 14 ... Data collection part (DAS), 15 ... Non-contact data transmission unit, 16 ... first preprocessing unit, 17 ... first reconstruction unit, 18 ... first scanning control unit, 19 ... rotating ring, 20 ... gamma ray collection unit, 21 ... second preprocessing unit, 22 ... energy discriminating unit, 23 ... coincidence counting circuit, 24 ... second reconstruction unit, 25 ... second scanning control unit, 30 ... gantry, P ... subject, T ... top plate, 200 ... medical image processing apparatus, 40 ... Area extractor 41... Image generator 42. Clipped image generator 43 43 Cutout image generator 44. Fusion image generator 45 45 Interface (I / F) 46 Input unit 47 Display unit 48 ... Storage unit, 49 ... System control .
Claims (8)
前記高集積領域を前記機能画像から切り抜いた切り抜き画像を発生し、前記被検体の解剖学的形態を示す形態画像と前記切り抜き画像とを前記高集積領域において前記形態画像を表示させるように重畳処理したフュージョン画像を発生する画像発生部と
を具備する医用画像処理装置。 A region extraction unit for extracting a highly integrated region in which the degree of integration of the radiation source in the subject exceeds a predetermined reference value from a functional image indicating a spatially integrated distribution of the radiation source administered to the subject;
A clipping image is generated by clipping the highly integrated region from the functional image, and a morphological image indicating the anatomical form of the subject and the clipped image are superimposed so that the morphological image is displayed in the highly integrated region A medical image processing apparatus comprising: an image generation unit that generates a fusion image .
前記高集積領域を前記機能画像から切り抜いた切り抜き画像を発生し、
前記被検体の解剖学的形態を示す形態画像と前記切り抜き画像とを前記高集積領域において前記形態画像を表示させるように重畳処理したフュージョン画像を発生する医用画像処理方法。 From the functional image showing the spatial accumulation distribution of the radiation source administered to the subject, extract a highly integrated region where the degree of integration of the radiation source in the subject exceeds a predetermined reference value,
Generating a clipped image obtained by cutting out the highly integrated area from the functional image ;
A medical image processing method for generating a fusion image in which a morphological image indicating the anatomical form of the subject and the cutout image are superimposed so as to display the morphological image in the highly integrated region .
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP2015026583A JP6556460B2 (en) | 2015-02-13 | 2015-02-13 | Medical image processing apparatus and medical image processing method |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP2015026583A JP6556460B2 (en) | 2015-02-13 | 2015-02-13 | Medical image processing apparatus and medical image processing method |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JP2016148629A JP2016148629A (en) | 2016-08-18 |
JP6556460B2 true JP6556460B2 (en) | 2019-08-07 |
Family
ID=56691196
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP2015026583A Active JP6556460B2 (en) | 2015-02-13 | 2015-02-13 | Medical image processing apparatus and medical image processing method |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JP6556460B2 (en) |
Families Citing this family (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
WO2022176280A1 (en) * | 2021-02-16 | 2022-08-25 | 株式会社島津製作所 | X-ray imaging apparatus, image processing device, and image processing method |
Family Cites Families (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP4640143B2 (en) * | 2005-12-02 | 2011-03-02 | 株式会社島津製作所 | Diagnostic imaging support device |
JP2010004940A (en) * | 2008-06-24 | 2010-01-14 | Toshiba Corp | Medical image processor and medical image diagnostic apparatus |
JP5266463B2 (en) * | 2008-12-10 | 2013-08-21 | 国立大学法人 宮崎大学 | Medical image processing apparatus and method |
JP5742660B2 (en) * | 2011-10-21 | 2015-07-01 | 株式会社島津製作所 | Medical data processing apparatus and radiation tomography apparatus including the same |
-
2015
- 2015-02-13 JP JP2015026583A patent/JP6556460B2/en active Active
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
JP2016148629A (en) | 2016-08-18 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
US9237874B2 (en) | Method and system for non-invasive imaging of a target region | |
US10285604B2 (en) | Medical image diagnostic apparatus, medical image processing apparatus, and medical image processing method | |
US11134912B2 (en) | Medical image diagnostic apparatus | |
JP6833311B2 (en) | Nuclear medicine diagnostic equipment and control program | |
US11200709B2 (en) | Radiation image diagnostic apparatus and medical image processing apparatus | |
CN111000574B (en) | Medical image processing device, method, and recording medium | |
JP6294008B2 (en) | X-ray computed tomography apparatus, reconstruction processing method, and reconstruction processing program | |
JP7106384B2 (en) | Medical image processing device and X-ray computed tomography device | |
JP5075399B2 (en) | Medical image display device and medical image diagnostic device | |
US11207046B2 (en) | Methods and systems for a multi-modal medical imaging system | |
JP6556460B2 (en) | Medical image processing apparatus and medical image processing method | |
JP7483361B2 (en) | Medical image processing device, medical image diagnostic device, and medical image processing program | |
JP2013085622A (en) | Medical image diagnostic apparatus, medical image display device, and control program | |
JP6184075B2 (en) | PET-CT apparatus and image processing apparatus | |
US12042319B2 (en) | Medical image processing apparatus, x-ray CT apparatus, method of medical image processing, and computer program product | |
JP7321798B2 (en) | Reconstruction device and radiological diagnosis device | |
JP7510775B2 (en) | Medical image processing device and medical image diagnostic device | |
JP7473313B2 (en) | Medical image processing device, medical image processing method, and medical image processing program | |
US20240188911A1 (en) | Medical image processing apparatus and medical image processing method | |
JP7437887B2 (en) | Medical information processing equipment and X-ray CT equipment | |
JP7209496B2 (en) | nuclear medicine diagnostic equipment | |
JP6923414B2 (en) | X-ray computed tomography equipment, medical imaging equipment, and programs | |
JP2023156085A (en) | Nuclear medicine diagnosis device, nuclear medicine diagnosis method, and program | |
JP2024025183A (en) | Pet-ct apparatus, medical image processing method and medical image processing program | |
JP6815074B2 (en) | X-ray CT equipment and image processing equipment |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
A711 | Notification of change in applicant |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A711 Effective date: 20160512 |
|
A621 | Written request for application examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621 Effective date: 20180209 |
|
A977 | Report on retrieval |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007 Effective date: 20181108 |
|
A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20181120 |
|
A521 | Request for written amendment filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20190121 |
|
TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20190611 |
|
A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20190710 |
|
R150 | Certificate of patent or registration of utility model |
Ref document number: 6556460 Country of ref document: JP Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 |