JPH0436684A - Spect device - Google Patents
Spect deviceInfo
- Publication number
- JPH0436684A JPH0436684A JP14403890A JP14403890A JPH0436684A JP H0436684 A JPH0436684 A JP H0436684A JP 14403890 A JP14403890 A JP 14403890A JP 14403890 A JP14403890 A JP 14403890A JP H0436684 A JPH0436684 A JP H0436684A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- projection data
- distance
- image
- gamma camera
- radiation detection
- 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.)
- Granted
Links
- 238000001914 filtration Methods 0.000 claims abstract description 6
- 230000005855 radiation Effects 0.000 claims description 22
- 238000001514 detection method Methods 0.000 claims description 15
- 238000002603 single-photon emission computed tomography Methods 0.000 claims description 15
- 238000005259 measurement Methods 0.000 claims description 14
- 238000000034 method Methods 0.000 claims description 3
- 238000003860 storage Methods 0.000 claims description 3
- 238000013480 data collection Methods 0.000 abstract description 9
- 238000012937 correction Methods 0.000 abstract description 2
- 210000004165 myocardium Anatomy 0.000 description 16
- 230000035945 sensitivity Effects 0.000 description 10
- 238000012545 processing Methods 0.000 description 6
- 230000005484 gravity Effects 0.000 description 5
- 230000002107 myocardial effect Effects 0.000 description 5
- 238000009826 distribution Methods 0.000 description 4
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 3
- 239000003814 drug Substances 0.000 description 2
- 229940079593 drug Drugs 0.000 description 2
- 238000003384 imaging method Methods 0.000 description 2
- 210000004185 liver Anatomy 0.000 description 2
- 238000009825 accumulation Methods 0.000 description 1
- 238000002591 computed tomography Methods 0.000 description 1
- 239000000470 constituent Substances 0.000 description 1
- 238000009513 drug distribution Methods 0.000 description 1
- 230000000694 effects Effects 0.000 description 1
- 238000004519 manufacturing process Methods 0.000 description 1
- 238000009206 nuclear medicine Methods 0.000 description 1
- 210000000056 organ Anatomy 0.000 description 1
- 230000002285 radioactive effect Effects 0.000 description 1
Landscapes
- Nuclear Medicine (AREA)
Abstract
Description
この発明は、核医学の分野で用いられる画像診断装置に
関し、とくにシングルフォトン放出性核種を用いてエミ
ッションコンピュータトモグラフィを行うＳＰＥＣＴ装
置に関する。The present invention relates to an image diagnostic apparatus used in the field of nuclear medicine, and particularly to a SPECT apparatus that performs emission computed tomography using a single photon-emitting nuclide.
被写体く患者）にシングルフォトン放出性核種のＲＩ（
放射性同位元素）を含む薬剤を投与し、それが診断対象
たる特定の臓器に集積したとき、ガンマカメラ（放射線
検出器）を用いてそのＲＩからの放射線を検出し、ガン
マカメラを被写体の周囲に回転させて各方向のプロジェ
クションデータを収集し、これを画像再構成処理するこ
とにより、上記の薬剤の分布状態を表すＥＣＴ像を得る
ことができる。
このようなＳＰＥＣＴ装置では、従来では、各方向のプ
ロジェクションデータは、ＲＩの集積部位（測定対象部
位）からガンマカメラまでの距離が同一のものとして、
フィルタなどの処理が行われている。A single photon-emitting nuclide RI (
When a drug containing a radioactive isotope is administered and the drug accumulates in a specific organ to be diagnosed, a gamma camera (radiation detector) is used to detect the radiation from the RI, and the gamma camera is placed around the subject. By rotating and collecting projection data in each direction and performing image reconstruction processing on the data, an ECT image representing the above-mentioned drug distribution state can be obtained. Conventionally, in such a SPECT device, projection data in each direction is assumed to have the same distance from the RI accumulation site (measurement target site) to the gamma camera.
Processing such as filters is being performed.
しかしながら、たとえば心筋のＳＰＥＣＴを行う場合な
ど、測定対象部位が再構成領域の偏った位置にある場合
には、測定対象部位からガンマカメラまでの距離が各方
向ごとに大きく異なり、それに起因して再構成画像が劣
化するという問題がある。すなわち、測定対象部位から
ガンマカメラまでの距離が異なると、それに応じてガン
マカメラの感度や分解能などの特性も大きく異なるにも
かかわらず、フィルタ処理などが同じように行われるた
め、その特性の相違を補正することができず、再構成画
像の画質を向上させることができない。
この発明は、測定対象部位からガンマカメラまでの距離
の相違に基づくガンマカメラの特性の相違を補正して優
れた画質の再構成画像を得るように改善したＳＰＥＣＴ
装置を提供することを目的とする。However, when the measurement target region is located at a biased position in the reconstruction region, such as when performing SPECT of the myocardium, the distance from the measurement target region to the gamma camera varies greatly in each direction, which causes the reconstruction There is a problem that the constituent images deteriorate. In other words, if the distance from the measurement target area to the gamma camera differs, the characteristics such as sensitivity and resolution of the gamma camera will also differ greatly, but filter processing etc. will be performed in the same way, so the difference in characteristics will be cannot be corrected and the quality of the reconstructed image cannot be improved. This invention is an improved SPECT system that corrects differences in gamma camera characteristics based on differences in the distance from the measurement target site to the gamma camera to obtain reconstructed images of excellent image quality.
The purpose is to provide equipment.
′上記の目的を達成するため、この発明によるＳＰＥＣ
Ｔ装置においては、放射線検出手段と、該放射線検出手
段を被写体の周囲に回転させる手段と、上記放射線検出
手段から得られるプロジェクションデータを収集する手
段と、あらかじめ放射線検出手段から複数の異なる距離
だけ離して点線源を置いて収集したプロジェクションデ
ータから、距離ごとの逆フィルタを求める手段と、この
逆フィルタを距離ごとに記憶する記憶手段と、被写体に
関する各方向のプロジェクションデータを画像再構成処
理する画像再構成処理手段と、再構成画像から被写体内
の測定対象部位の位置を求める手段と、測定対象部位位
置から各プロジェクションデータを得たときの放射線検
出手段までの距離を求める手段と、求めた距離に応じた
逆フィルタを上記の記憶手段から読み出してこれを対応
プロジェクションデータに作用させるフィルタリング手
段とが備えられることが特徴となっている。'In order to achieve the above object, the SPEC according to the present invention
In the T device, a radiation detection means, a means for rotating the radiation detection means around the subject, a means for collecting projection data obtained from the radiation detection means, and a radiation detection means are arranged in advance at a plurality of different distances from the radiation detection means. means for obtaining an inverse filter for each distance from projection data collected by placing a point source at a configuration processing means, a means for determining the position of the measurement target part in the subject from the reconstructed image, a means for determining the distance from the measurement target part position to the radiation detection means when obtaining each projection data, The present invention is characterized in that it is provided with filtering means for reading out a corresponding inverse filter from the storage means and applying it to the corresponding projection data.
ＲＩから放射線検出手段までの距離が異なると、その放
射線検出手段の感度、分解能などの特性が異なる。そこ
で、あらかじめ点線源を用い、放射線検出手段までの距
離を複数に変えて、各距離ごとにプロジェクションデー
タを得て、これからその異なる特性を補正するための逆
フィルタを距離ごとに求め、この逆フィルタを距離ごと
に記憶しておく。
実際の被写体について各方向のプロジェクションデータ
を収集し、これを用いて画像再構成すれば、測定対象部
位に集積したＲＩの分布像を得ることができるため、こ
の画像より測定対象部位の位置を求めることができ、さ
らに各プロジクションデータを得たときの測定対象部位
から放射線検出手段までの距離を求めることができる。
この求めた距離に応じた逆フィルタを読み出し、対応す
るプロジェクションデータに作用させれば、距離の相違
に基づく特性の相違を補正することができる。
こうして補正されたプロジェクションデータを用いて再
び画像再構成することにより、画質の優れたＳＰＥＣＴ
像を得ることができる。If the distance from the RI to the radiation detection means differs, the radiation detection means will have different characteristics such as sensitivity and resolution. Therefore, we use a point source in advance, change the distance to the radiation detection means to multiple values, obtain projection data for each distance, and then calculate an inverse filter for each distance to correct the different characteristics. memorize each distance. By collecting projection data in each direction of the actual subject and reconstructing the image using this data, it is possible to obtain a distribution image of the RI accumulated in the measurement target area, so the position of the measurement target area can be determined from this image. Furthermore, it is possible to determine the distance from the measurement target site to the radiation detection means when each projection data is obtained. By reading out the inverse filter corresponding to the determined distance and applying it to the corresponding projection data, it is possible to correct the difference in characteristics based on the difference in distance. By reconstructing the image again using the projection data corrected in this way, SPECT with excellent image quality can be obtained.
You can get the image.
以下、この発明の一実施例について図面を参照しながら
詳細に説明する。第１図において 被写体く患者）１に
対して、コリメータ２１が装着されたガンマカメラ２が
向けられており、このガンマカメラ２は移動装置３によ
って、被写体１の中心Ｏを回転中心として回転させられ
る。コリメータ２１はＳＰＥＣＴ用のコリメータである
。この実施例では、ガンマカメラ２は単に円軌道上を回
転させられるだけでなく、各方向ごとに回転中心０まで
の距離も変えられて、被写体１の断面形状に沿った楕円
の軌道上を移動させられるようになっている。移動袋Ｗ
３は、ガンマカメラ２を回転方向に移動させるだけでな
く、半径方向にも移動させるものである。
ガンマカメラ２に被写体１に投与されたＲＩからの放射
線が入射すると、その入射位置を表す位置信号が放射線
入射ごとに生じる。この位置信号は、ＣＰＵｌ０にコン
トロールされているデータバス５を介してデータ収集メ
モリ６に送られる。
ガンマカメラ２の移動袋Ｗ３は移動制御装置４によって
制御され、各方向ごとにガンマカメラ２を一定時間静止
させる。その静止時間中に得られる位置信号を、データ
収集メモリ６においてその位置信号ごとにカウントする
ことにより、入射放射線の各位置ごとのカウント数の分
布がプロジェクションデータとして収集されることにな
る。このプロジェクションデータは、移動制御装置４か
ら得られるそのときのガンマカメラ２の方向（角度）及
び回転中心０からの距離を表す情報とともにデータ収集
メモリ６に格納される。各方向においてガンマカメラ２
を順次静止させてその方向のプロジェクションデータを
収集することを繰り返して、３６０°の各方向のプロジ
ェクションデータが得られたとき、これを画像再構成装
置７によって逆投影法などの画像再構成アルゴリズムで
処理し、被写体１内でのＲＩの分布像を表すＳＰＥＣＴ
像を得る。
以上の構成は通常のＳＰＥＣＴ装置と同様であるが、こ
の実施例では、逆フイルタ用メモリ８と、この逆フィル
タをデータ収集メモリ６に格納されたプロジェクション
データに作用させるフィルタリング装Ｗ９とが設けられ
ている。
逆フイルタ用メモリ８に逆フィルタを格納するため、被
写体１のＳＰＥＣＴ撮影に先立ってつぎのような操作を
行う。まず図示しない点線源をガンマカメラ２の前に置
く。このときガンマカメラ２には被写体１のプロジェク
ションデータを実際に収集するときに用いるＳＰＥＣＴ
用コリメータ２１を装着しておく。そして第３図のカー
ブａ。
ｂ、ｃに示すような位置ごとのカウント数の分布をプロ
ジェクションデータとして求める。このプロジェクショ
ンデータを点線源からガンマカメラ２までの距離を複数
に変えて、第３図のように複数のプロジェクションデー
タａ、ｂ、ｃ、・・・を得る。これらのプロジェクショ
ンデータはコリメータ２１が装着された状態でのガンマ
カメラ２の全体の、感度及び分解能の特性を示すことに
なる。
カーブａは距離が最も近い場合であり、感度及び分解能
とも良好なものとなっている。カーブｂは距離が少し離
れた場合であり、感度も分解能も少し劣化している。カ
ーブＣは距離が大きくなった場合であって、感度及び分
解能はかなり劣化している。
このようないくつかのプロジェクションデータａ、ｂ、
ｃ、−−−から、ＣＰＵｌ０により（あるいは操作者が
）どの距離でも感度及び分解能が均一になるような逆フ
ィルタを各距離ごとに求める。
そして、その逆フィルタを距離ごとに逆フイルタ用メモ
リ８に格納する。この逆フィルタはテーブルの形式で格
納しておいてもよい。
つぎに心筋を測定対象部位としたＳＰＥＣＴを行う場合
を例に、実際の動作を説明する。たとえば第２図に示す
ように心筋１１は人体の中で偏った位置にある。そこで
、ガンマカメラ２がＡ、Ｂ。
Ｃ１・・・の各位置に置かれるとき、心筋１１からガン
マカメラ２までの距離もその各位置ごとに大きく異なる
ことになる。そのため各方向のプロジェクションデータ
は感度及び分解能とも大きく異なる。
そこで、まずガンマカメラ２を被写体１の周囲に１回転
させて各方向のプロジェクションデータをデータ収集メ
モリ６において収集し、これから画像再構成装置７によ
り画像を得る。するとその再構成画像には心筋１１の像
が現れているので、図示しない画像表示装置を観察する
ことによりこれを確認した後、ＣＰＵｌ０によって心筋
１１の認識を行い、心筋１１の画像の重心１２の位置を
求める。各方向ごとのガンマカメラ２の回転中心からの
距離はあらかじめデータ収集メモリ６に格納されている
ため、これを用いてＣＰＵｌ０により心筋重心１２から
ガンマカメラ２までの距ＭＬ１、Ｌ２．Ｌ３．・・・を
各方向ごとに求める。つぎにデータ収集メモリ６に格納
されていた各方向のプロジェクションデータを順次読み
出し、その各プロジェクションデータが収集されたとき
の距離ＬＬ、Ｌ２．Ｌ３．・・・に応じた逆フィルタを
逆フイルタ用メモリ８から読み出して、この逆フィル夕
をフィルタリング装置９によりプロジェクションデータ
に作用させる。
したがって、このようなフィルタ処理を受けた後のプロ
ジェクションデータは、距離の相違に基づく感度及び分
解能の相違が補正されて均一なものとされる。そこで、
このような補正を受けたプロジェクションデータを用い
て再び画像再構成装置７により画像再構成処理すること
により、優れた画質のＳＰＥＣＴ像を得ることができる
。
なお、上記の逆フィルタは距離の相違に基づく感度及び
分解能を補正するためのものとして述べたが、実際には
ノイズをも補正するものとして変形することが望ましい
。また、心筋を測定対象部位としている場合でも、ＲＩ
が心筋以外に肝臓などにも集積しているときにはある断
面の再構成画像上では心筋の像と肝臓の像とが現れ、心
筋画像のみの重心位置を求められないこともある。その
ようなときは心筋の像のみが現れている別の断面の再構
成画像を用いて心筋重心を求める。Hereinafter, one embodiment of the present invention will be described in detail with reference to the drawings. In FIG. 1, a gamma camera 2 equipped with a collimator 21 is directed toward a subject (patient) 1, and this gamma camera 2 is rotated by a moving device 3 around the center O of the subject 1. . The collimator 21 is a collimator for SPECT. In this embodiment, the gamma camera 2 is not only rotated on a circular orbit, but also moves on an elliptical orbit that follows the cross-sectional shape of the subject 1, with the distance to the rotation center 0 being changed in each direction. It is now possible to do so. Mobile bag W
3 is for moving the gamma camera 2 not only in the rotational direction but also in the radial direction. When radiation from the RI administered to the subject 1 enters the gamma camera 2, a position signal representing the position of incidence is generated every time the radiation is incident. This position signal is sent to the data collection memory 6 via the data bus 5 controlled by the CPU10. The movable bag W3 of the gamma camera 2 is controlled by the movement control device 4, and the gamma camera 2 is kept stationary for a certain period of time in each direction. By counting the position signals obtained during the stationary time for each position signal in the data collection memory 6, the distribution of counts for each position of the incident radiation is collected as projection data. This projection data is stored in the data collection memory 6 along with information indicating the direction (angle) of the gamma camera 2 at that time and the distance from the rotation center 0 obtained from the movement control device 4. Gamma camera 2 in each direction
When projection data in each direction of 360° is obtained by repeatedly stopping the camera and collecting projection data in that direction, the image reconstruction device 7 uses an image reconstruction algorithm such as a back projection method to process the projection data in each direction. SPECT that is processed and represents the distribution image of RI within subject 1
Get the statue. The above configuration is the same as that of a normal SPECT apparatus, but in this embodiment, an inverse filter memory 8 and a filtering device W9 for applying this inverse filter to the projection data stored in the data collection memory 6 are provided. ing. In order to store the inverse filter in the inverse filter memory 8, the following operation is performed prior to SPECT photography of the subject 1. First, a point radiation source (not shown) is placed in front of the gamma camera 2. At this time, the gamma camera 2 is equipped with SPECT, which is used when actually collecting the projection data of the subject 1.
The collimator 21 is attached. And curve a in Figure 3. The distribution of counts for each position as shown in b and c is obtained as projection data. By changing this projection data to a plurality of distances from the point ray source to the gamma camera 2, a plurality of projection data a, b, c, . . . are obtained as shown in FIG. These projection data indicate the overall sensitivity and resolution characteristics of the gamma camera 2 with the collimator 21 attached. Curve a is the case where the distance is the shortest, and both sensitivity and resolution are good. Curve b is a case where the distance is a little far, and the sensitivity and resolution are slightly degraded. Curve C is a case where the distance becomes large, and the sensitivity and resolution are considerably degraded. Some projection data a, b,
c, ---, the CPU 10 (or the operator) finds an inverse filter for each distance so that the sensitivity and resolution are uniform at any distance. Then, the inverse filter is stored in the inverse filter memory 8 for each distance. This inverse filter may be stored in the form of a table. Next, the actual operation will be explained using, as an example, a case where SPECT is performed using the myocardium as the measurement target site. For example, as shown in FIG. 2, the myocardium 11 is located at an uneven position in the human body. So, gamma camera 2 is A and B. When placed at each position of C1..., the distance from the myocardium 11 to the gamma camera 2 also varies greatly depending on the position. Therefore, the projection data in each direction differs greatly in sensitivity and resolution. Therefore, first, the gamma camera 2 is rotated once around the subject 1, projection data in each direction is collected in the data collection memory 6, and an image is obtained from the data by the image reconstruction device 7. Then, an image of the myocardium 11 appears in the reconstructed image, so after confirming this by observing an image display device (not shown), the myocardium 11 is recognized by the CPU10, and the center of gravity 12 of the image of the myocardium 11 is Find the location. Since the distance from the rotation center of the gamma camera 2 for each direction is stored in advance in the data collection memory 6, the distance ML1, L2, etc. from the myocardial center of gravity 12 to the gamma camera 2 is calculated by the CPU 10 using this distance. L3. ... is determined for each direction. Next, the projection data in each direction stored in the data collection memory 6 is sequentially read out, and the distances LL, L2, . L3. ... is read out from the inverse filter memory 8, and this inverse filter is applied to the projection data by the filtering device 9. Therefore, projection data subjected to such filter processing is made uniform by correcting differences in sensitivity and resolution due to differences in distance. Therefore,
By performing image reconstruction processing again by the image reconstruction device 7 using the projection data that has undergone such correction, a SPECT image of excellent image quality can be obtained. Although the above-mentioned inverse filter has been described as being for correcting the sensitivity and resolution based on the difference in distance, it is actually desirable to modify it so that it also corrects noise. Furthermore, even when the myocardium is the measurement target site, the RI
When myocardium is accumulated not only in the myocardium but also in the liver, an image of the myocardium and an image of the liver appear on the reconstructed image of a certain cross section, and it may not be possible to determine the center of gravity of only the myocardial image. In such a case, the center of gravity of the myocardium is determined using a reconstructed image of another cross section in which only the image of the myocardium appears.
この発明のＳＰＥＣＴ装置によれば、放射線検出器のＲ
Ｉまでの距離の相違に基づく特性の相違を、プロジェク
ションデータの段階で補正して均質なプロジェクション
データを得、これにより画質の優れたＳＰＥＣＴ像を再
構成することができる。According to the SPECT apparatus of the present invention, the radiation detector R
Differences in characteristics due to differences in distance to I can be corrected at the projection data stage to obtain homogeneous projection data, thereby making it possible to reconstruct a SPECT image with excellent image quality.
第１図はこの発明の一実施例のブロック図、第２図は心
筋撮影時のガンマカメラ位置及び心筋からの距離を説明
する模式図、第３図は点線源からガンマカメラまでの距
離ごとの点線源に関するプロジェクションデータを示す
グラフである。
０・・・回転中心、１・・・被写体、１１・・・心筋、
１２・・・心筋重心、２・・・ガンマカメラ、２１・・
・コリメータ、３・・・ガンマカメラ移動装置、４・・
・移動制御装置、５・・・データバス、６・・・データ
収集メモリ、７・・・画像再構成装置、８・・・逆フイ
ルタ用メモリ、９・・・フィルタリング装置、１０・・
・ＣＰＵ。Fig. 1 is a block diagram of an embodiment of the present invention, Fig. 2 is a schematic diagram explaining the gamma camera position and distance from the myocardium during myocardial imaging, and Fig. 3 is a schematic diagram illustrating the position of the gamma camera and the distance from the myocardium during myocardial imaging. 3 is a graph showing projection data regarding a point source. 0...Rotation center, 1...Subject, 11...Myocardium,
12... Myocardial center of gravity, 2... Gamma camera, 21...
・Collimator, 3... Gamma camera moving device, 4...
- Movement control device, 5... Data bus, 6... Data collection memory, 7... Image reconstruction device, 8... Memory for inverse filter, 9... Filtering device, 10...
・CPU.
Claims (1)
周囲に回転させる手段と、上記放射線検出手段から得ら
れるプロジェクションデータを収集する手段と、あらか
じめ放射線検出手段から複数の異なる距離だけ離して点
線源を置いて収集したプロジェクションデータから、距
離ごとの逆フィルタを求める手段と、この逆フィルタを
距離ごとに記憶する記憶手段と、被写体に関する各方向
のプロジェクションデータを画像再構成処理する画像再
構成処理手段と、再構成画像から被写体内の測定対象部
位の位置を求める手段と、測定対象部位位置から各プロ
ジェクションデータを得たときの放射線検出手段までの
距離を求める手段と、求めた距離に応じた逆フィルタを
上記の記憶手段から読み出してこれを対応プロジェクシ
ョンデータに作用させるフィルタリング手段とを有する
ことを特徴とするＳＰＥＣＴ装置。(1) Radiation detection means, means for rotating the radiation detection means around the subject, means for collecting projection data obtained from the radiation detection means, and dotted lines separated from the radiation detection means by a plurality of different distances in advance. means for obtaining an inverse filter for each distance from projection data collected from a source, a storage means for storing the inverse filter for each distance, and an image reconstruction process for reconstructing an image of projection data in each direction regarding a subject. means for determining the position of the measurement target part within the subject from the reconstructed image; means for determining the distance from the measurement target part position to the radiation detection means when obtaining each projection data; A SPECT apparatus comprising filtering means for reading an inverse filter from the storage means and applying it to corresponding projection data.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP14403890A JP2841728B2 (en) | 1990-05-31 | 1990-05-31 | SPECT device |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP14403890A JP2841728B2 (en) | 1990-05-31 | 1990-05-31 | SPECT device |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0436684A true JPH0436684A (en) | 1992-02-06 |
| JP2841728B2 JP2841728B2 (en) | 1998-12-24 |
Family
ID=15352878
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP14403890A Expired - Lifetime JP2841728B2 (en) | 1990-05-31 | 1990-05-31 | SPECT device |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2841728B2 (en) |
Cited By (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2001153953A (en) * | 1999-09-13 | 2001-06-08 | Toshiba Corp | Nuclear medical diagnostic system and method for recomposing image in nuclear medical diagnostic system |
| EP1678524A2 (en) * | 2003-06-22 | 2006-07-12 | Ultra Spect Ltd. | Enhanced planar single photon emission imaging |
| WO2008122903A3 (en) * | 2007-04-04 | 2009-05-22 | Koninkl Philips Electronics Nv | Isotropic resolution image reconstruction |
| JP2011512171A (en) * | 2008-01-18 | 2011-04-21 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | Multi-segment reconstruction |
| JP2013033009A (en) * | 2011-08-03 | 2013-02-14 | Hitachi Ltd | Gamma camera system |
| WO2013069457A1 (en) * | 2011-11-09 | 2013-05-16 | 株式会社日立製作所 | Tomographic image creating method and radiation image capturing device |
-
1990
- 1990-05-31 JP JP14403890A patent/JP2841728B2/en not_active Expired - Lifetime
Cited By (11)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2001153953A (en) * | 1999-09-13 | 2001-06-08 | Toshiba Corp | Nuclear medical diagnostic system and method for recomposing image in nuclear medical diagnostic system |
| JP4634587B2 (en) * | 1999-09-13 | 2011-02-16 | 株式会社東芝 | Nuclear medicine diagnostic device and image reconstruction method of nuclear medicine diagnostic device |
| EP1678524A2 (en) * | 2003-06-22 | 2006-07-12 | Ultra Spect Ltd. | Enhanced planar single photon emission imaging |
| EP1678524A4 (en) * | 2003-06-22 | 2012-03-21 | Ultra Spect Ltd | Enhanced planar single photon emission imaging |
| WO2008122903A3 (en) * | 2007-04-04 | 2009-05-22 | Koninkl Philips Electronics Nv | Isotropic resolution image reconstruction |
| JP2010523965A (en) * | 2007-04-04 | 2010-07-15 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | Isotropic resolution image reconstruction |
| US8488850B2 (en) | 2007-04-04 | 2013-07-16 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Isotropic resolution image reconstruction |
| JP2011512171A (en) * | 2008-01-18 | 2011-04-21 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | Multi-segment reconstruction |
| JP2013033009A (en) * | 2011-08-03 | 2013-02-14 | Hitachi Ltd | Gamma camera system |
| WO2013069457A1 (en) * | 2011-11-09 | 2013-05-16 | 株式会社日立製作所 | Tomographic image creating method and radiation image capturing device |
| JP2013101055A (en) * | 2011-11-09 | 2013-05-23 | Hitachi Ltd | Tomogram creation method and radiation imaging device |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP2841728B2 (en) | 1998-12-24 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US5023894A (en) | Data correcting device for use with computed tomography apparatus | |
| JP3900437B2 (en) | Real-time PET imaging processor for single photon gamma camera | |
| US5705819A (en) | Emission CT apparatus | |
| JPH0436684A (en) | Spect device | |
| JPS61235781A (en) | Emission ct device | |
| JP3409506B2 (en) | Positron CT system | |
| US6307203B1 (en) | Data binning method and apparatus for PET tomography | |
| JPS60126143A (en) | X-ray tomographic apparatus | |
| JPH06308243A (en) | Scintillation camera and radiation diagnostic method using it | |
| JPH09211131A (en) | Positron ct device | |
| JP3101308B2 (en) | SPECT device | |
| JP3770914B2 (en) | Method of retrospectively determining the center of rotation of a scintillation camera detector from SPECT data obtained during a nuclear medicine examination | |
| US4698506A (en) | Emission computed tomography apparatus | |
| JP3516475B2 (en) | Radiation detector sensitivity correction method and single photon emission device using the same | |
| Pellot-Barakat et al. | Detection of motion in hybrid PET/SPECT imaging based on the correlation of partial sinograms | |
| JPH05307082A (en) | Ect device | |
| JP3310041B2 (en) | Detector rotating scintillation camera | |
| JPS625193A (en) | Radiation type tomograph | |
| JPH079454B2 (en) | Positron ECT device | |
| JPH02253184A (en) | Camera rotation type spect device | |
| JPH0511512Y2 (en) | ||
| JPH06109853A (en) | Positron ct device | |
| van Oortmarssen | Emission Tomography Using Rotating Cameras | |
| JPS6337284A (en) | Apparatus for correcting body movement of scintillation camera | |
| JPH08136657A (en) | Scintillation camera |