JPH0652301B2 - エミツシヨンｃｔ装置 - Google Patents
エミツシヨンｃｔ装置Info
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- JPH0652301B2 JPH0652301B2 JP60078029A JP7802985A JPH0652301B2 JP H0652301 B2 JPH0652301 B2 JP H0652301B2 JP 60078029 A JP60078029 A JP 60078029A JP 7802985 A JP7802985 A JP 7802985A JP H0652301 B2 JPH0652301 B2 JP H0652301B2
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- 230000000007 visual effect Effects 0.000 description 25
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 7
- 230000007423 decrease Effects 0.000 description 4
- 238000001514 detection method Methods 0.000 description 2
- 238000000034 method Methods 0.000 description 2
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- 230000000694 effects Effects 0.000 description 1
- 238000001914 filtration Methods 0.000 description 1
- 230000005251 gamma ray Effects 0.000 description 1
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-
- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
- G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
- G01T1/29—Measurement performed on radiation beams, e.g. position or section of the beam; Measurement of spatial distribution of radiation
- G01T1/2914—Measurement of spatial distribution of radiation
- G01T1/2985—In depth localisation, e.g. using positron emitters; Tomographic imaging (longitudinal and transverse section imaging; apparatus for radiation diagnosis sequentially in different planes, steroscopic radiation diagnosis)
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
- A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
- A61B6/03—Computed tomography [CT]
- A61B6/037—Emission tomography
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Description
【発明の詳細な説明】 ［発明の技術分野］ 本発明は放射性同位元素（以下「ＲＩ」という）を投与
した被検体の回りに検出器を回動させることにより、放
射されるγ線を収集し、ＲＩの体内分布の断層像を得る
エミッションＣＴ装置に関するものである。
した被検体の回りに検出器を回動させることにより、放
射されるγ線を収集し、ＲＩの体内分布の断層像を得る
エミッションＣＴ装置に関するものである。
［発明の技術的背景とその問題点］ 従来のエミッションＣＴ装置は、第５図に示すように例
えばアンガー型のガンマカメラを放射線の検出器１とし
て使用し、この検出器１を被検体３の周囲に段階的にあ
るいは連続的に回動して、被検体３から検出器１の回動
面におけるあらゆる方向に放射されるγ線をこの検出器
１により検出，収集し、得られるすべての投影データを
処理して被検体３内のＲＩ分布の断層像を再構成するも
のである。
えばアンガー型のガンマカメラを放射線の検出器１とし
て使用し、この検出器１を被検体３の周囲に段階的にあ
るいは連続的に回動して、被検体３から検出器１の回動
面におけるあらゆる方向に放射されるγ線をこの検出器
１により検出，収集し、得られるすべての投影データを
処理して被検体３内のＲＩ分布の断層像を再構成するも
のである。
ところで、検出器１の表面に取り付けられているパラレ
ルホールコリメータの性質上、このコリメータから被検
体までの間隔が大きくなるに従って分解能が低下する欠
点がある。それ故、従来のエミッションＣＴ装置におい
ては、例えば第６図に示すように、被検体３の体軸０を
中心とする楕円軌道２に沿って検出器１を回動制御し、
検出器１をできるだけ被検体３に近付けることにより、
分解能の向上を図っている。
ルホールコリメータの性質上、このコリメータから被検
体までの間隔が大きくなるに従って分解能が低下する欠
点がある。それ故、従来のエミッションＣＴ装置におい
ては、例えば第６図に示すように、被検体３の体軸０を
中心とする楕円軌道２に沿って検出器１を回動制御し、
検出器１をできるだけ被検体３に近付けることにより、
分解能の向上を図っている。
しかしながら、このように楕円軌道２に沿って検出器１
を回動した場合、例えば想像線１ａの回動位置では検出
器１の有効視野中心Ａ0がＡ1で示すように移行し、体軸
０（回動中心）を通らないことから明らかなように、被
検体３の部位によっては３６０°方向の全てからのプロ
ジェクションデータが得られないことになる。このた
め、従来のエミッションＣＴ装置においては、再構成さ
れた被検体３の断層像にアーチファクトを生じたり、空
間分解能が著しく低下したりして診断のための適切な情
報が得られないことがあった。
を回動した場合、例えば想像線１ａの回動位置では検出
器１の有効視野中心Ａ0がＡ1で示すように移行し、体軸
０（回動中心）を通らないことから明らかなように、被
検体３の部位によっては３６０°方向の全てからのプロ
ジェクションデータが得られないことになる。このた
め、従来のエミッションＣＴ装置においては、再構成さ
れた被検体３の断層像にアーチファクトを生じたり、空
間分解能が著しく低下したりして診断のための適切な情
報が得られないことがあった。
［発明の目的］ 本発明は上記事情に鑑みて成されたものであり、その目
的とするところは、検出器によって収集された放射線情
報を処理することにより、空間分解能が高い断層像を得
ることができるエミッションＣＴ装置を提供することに
ある。
的とするところは、検出器によって収集された放射線情
報を処理することにより、空間分解能が高い断層像を得
ることができるエミッションＣＴ装置を提供することに
ある。
［発明の概要］ 上記目的を達成するために本発明の概要は、被検体に投
与された放射性同位元素から発生する放射線を検出する
検出器と、この検出器を前記被検体の回りに回動させる
回動手段と、前記検出器の前記被検体を介して相対向す
る位置で視野が部分的に重複して得られた各投影データ
を用いて、前記検出器の有効視野よりも大きい視野の投
影データを得る有効視野補正手段とを具備したことを特
徴とするものである。
与された放射性同位元素から発生する放射線を検出する
検出器と、この検出器を前記被検体の回りに回動させる
回動手段と、前記検出器の前記被検体を介して相対向す
る位置で視野が部分的に重複して得られた各投影データ
を用いて、前記検出器の有効視野よりも大きい視野の投
影データを得る有効視野補正手段とを具備したことを特
徴とするものである。
［発明の実施例］ 以下、本発明を実施例により具体的に説明する。
第１図は本発明の一実施例たるエミッションＣＴ装置の
ブロック図である。同図４は検出器１を回動可能に支持
すると共に、矢印Ｘ方向に移動（シフト）可能に構成さ
れたガントリ（架台）である。４ａ，４ｂはこのガント
リ４の移動後の位置を示すものであり、その移動量はガ
ントリ４に取り付けられたシフト位置検出部５によって
検出されるように成っている。
ブロック図である。同図４は検出器１を回動可能に支持
すると共に、矢印Ｘ方向に移動（シフト）可能に構成さ
れたガントリ（架台）である。４ａ，４ｂはこのガント
リ４の移動後の位置を示すものであり、その移動量はガ
ントリ４に取り付けられたシフト位置検出部５によって
検出されるように成っている。
前記検出器１は、被検体３の回りを回動しながら、ＲＩ
の投与された被検体３よりの放射線（γ線）情報を収集
するものであるが、ガントリ４の矢印Ｘ方向の移動によ
り、第６図２で示すような楕円軌道を実現するように成
っている。１ａ，１ｂはこの検出器１の回動位置を示し
ている。
の投与された被検体３よりの放射線（γ線）情報を収集
するものであるが、ガントリ４の矢印Ｘ方向の移動によ
り、第６図２で示すような楕円軌道を実現するように成
っている。１ａ，１ｂはこの検出器１の回動位置を示し
ている。
検出器１の出力はシフト位置検出器５の出力と共に画像
再構成部６に入力されるように成っている。この画像再
構成部６は後に詳述するように、検出器１の有効視野の
拡張補正を行うと共に補正後のデータを基に種々の演算
処理を行うものであり、その処理結果は後段に配置され
た表示手段７の画像（断層像）表示に供されるように成
っている。
再構成部６に入力されるように成っている。この画像再
構成部６は後に詳述するように、検出器１の有効視野の
拡張補正を行うと共に補正後のデータを基に種々の演算
処理を行うものであり、その処理結果は後段に配置され
た表示手段７の画像（断層像）表示に供されるように成
っている。
次に、前記画像再構成部６の詳細について第２図を基に
説明する。
説明する。
第２図は本実施例における画像再構成部６を機能的に示
すブロック図である。同図８は例えば前記シフト位置検
出器５の出力を基に、前記検出器１よりの放射線情報
中、１８０°対向するデータを判別する対向データ判別
手段、９は判別された対向データ同志を加算する対向デ
ータ加算手段、１０は前記検出器１の有効視野の拡張補
正を行う有効視野補正手段である。また、１１は拡張補
正後のデータについて再構成フィルタ処理を行うフィル
タ処理手段、１２はファルタ処理後のデータを基に逆投
影処理を行う逆投影手段であり、この逆投影処理の結果
が表示手段７に出力されるように成っている。
すブロック図である。同図８は例えば前記シフト位置検
出器５の出力を基に、前記検出器１よりの放射線情報
中、１８０°対向するデータを判別する対向データ判別
手段、９は判別された対向データ同志を加算する対向デ
ータ加算手段、１０は前記検出器１の有効視野の拡張補
正を行う有効視野補正手段である。また、１１は拡張補
正後のデータについて再構成フィルタ処理を行うフィル
タ処理手段、１２はファルタ処理後のデータを基に逆投
影処理を行う逆投影手段であり、この逆投影処理の結果
が表示手段７に出力されるように成っている。
次に、検出器１の有効視野及び有効視野の拡張補正につ
いて第３図を基に説明する。
いて第３図を基に説明する。
第３図は検出器１の有効視野と有効視野の拡張補正との
関係を説明するための説明図である。
関係を説明するための説明図である。
検出器１の１ａ，１ｂで示す回動位置の状態を考えた場
合、検出器１（１ａ，１ｂ）本来の有効視野はＰ1b＋Ｐ
1c（＝Ｐ2a＋Ｐ2b）であり、この領域において検出器面
に垂直に入射する放射線を検出することができるが、被
検体３にできるだけ近付くように楕円軌道に沿って回動
することから、被検体３の３６０°方向全ての投影デー
タを収集できるのはＰｂ（＝Ｐ1b＝Ｐ2b）で示す領域と
なり、有効視野は実質的に狭くなってしまう。本願発明
者はこのような有効視野の減少が再構成画像におけるア
ーチファクトの発生及び空間分解能低下の原因であるこ
とに着目した。そして、１ａ，１ｂで示すように被検体
３を介して相対向する回動位置において有効視野Ｐ1c，
Ｐ2aにおける投影データＰd1c（Ｘ′），Ｐd2a（Ｘ′）
（ただし、第３図に示したように、回転中心を通り検出
器の検出面に垂直な線と検出面との交点Ｏ′を原点とし
てＸ′軸を定める）を近似的に用いることで有効視野の
拡張補正を行い、これにより再構成画像の画質向上を図
るのである。すなわち、対向データ加算手段９において
は、有効視野Ｐ1b，Ｐ2bで得られた投影データＰ
d1b（Ｘ′）及びＰd2b（Ｘ′）を加算処理し、さらに有
効視野補正手段１０では、 Ｋ1・Ｐd2a（Ｘ′）＋（Ｐd2b（Ｘ′）＋Ｐd1b（−
Ｘ′））＋Ｋ2・Ｐd1c（−Ｘ′） …(1) Ｋ1，Ｋ2＝係数 なる加算処理を行い、検出器１本来の有効視野よりも大
きな有効視野で検出したのと同様の投影データを得る。
前(1)式においては、検出器１の１８０°異なる回動位
置で収集した投影データが、線対称であるということを
前提としているので、係数Ｋ1，Ｋ2は理想的には２であ
り、また、被検体回り半周分の合成された投影データを
得れば、完全な逆投影を行うことができる。以上構成に
おいて、検出器１によって収集された放射線情報は、そ
の時のガントリ４の移動量と共に画像再構成部６内の対
向データ判別手段８に入力される。対向データ判別手段
８は１８０°異なる回動位置で収集した放射線情報中、
対向データ（第３図ではＰd1b，Ｐd2bのデータに相当）
を判別する。すると、対向データ加算手段９は前記対向
データ判別手段８において判別された対向データ同志を
加算し、加算結果を有効視野補正手段１０に出力する。
有効視野補正手段１０は前(1)式で示したような演算を
行い、有効視野を拡張補正する。この補正により完全な
再構成に近付けることができる。以下、これを第４図を
基に説明する。
合、検出器１（１ａ，１ｂ）本来の有効視野はＰ1b＋Ｐ
1c（＝Ｐ2a＋Ｐ2b）であり、この領域において検出器面
に垂直に入射する放射線を検出することができるが、被
検体３にできるだけ近付くように楕円軌道に沿って回動
することから、被検体３の３６０°方向全ての投影デー
タを収集できるのはＰｂ（＝Ｐ1b＝Ｐ2b）で示す領域と
なり、有効視野は実質的に狭くなってしまう。本願発明
者はこのような有効視野の減少が再構成画像におけるア
ーチファクトの発生及び空間分解能低下の原因であるこ
とに着目した。そして、１ａ，１ｂで示すように被検体
３を介して相対向する回動位置において有効視野Ｐ1c，
Ｐ2aにおける投影データＰd1c（Ｘ′），Ｐd2a（Ｘ′）
（ただし、第３図に示したように、回転中心を通り検出
器の検出面に垂直な線と検出面との交点Ｏ′を原点とし
てＸ′軸を定める）を近似的に用いることで有効視野の
拡張補正を行い、これにより再構成画像の画質向上を図
るのである。すなわち、対向データ加算手段９において
は、有効視野Ｐ1b，Ｐ2bで得られた投影データＰ
d1b（Ｘ′）及びＰd2b（Ｘ′）を加算処理し、さらに有
効視野補正手段１０では、 Ｋ1・Ｐd2a（Ｘ′）＋（Ｐd2b（Ｘ′）＋Ｐd1b（−
Ｘ′））＋Ｋ2・Ｐd1c（−Ｘ′） …(1) Ｋ1，Ｋ2＝係数 なる加算処理を行い、検出器１本来の有効視野よりも大
きな有効視野で検出したのと同様の投影データを得る。
前(1)式においては、検出器１の１８０°異なる回動位
置で収集した投影データが、線対称であるということを
前提としているので、係数Ｋ1，Ｋ2は理想的には２であ
り、また、被検体回り半周分の合成された投影データを
得れば、完全な逆投影を行うことができる。以上構成に
おいて、検出器１によって収集された放射線情報は、そ
の時のガントリ４の移動量と共に画像再構成部６内の対
向データ判別手段８に入力される。対向データ判別手段
８は１８０°異なる回動位置で収集した放射線情報中、
対向データ（第３図ではＰd1b，Ｐd2bのデータに相当）
を判別する。すると、対向データ加算手段９は前記対向
データ判別手段８において判別された対向データ同志を
加算し、加算結果を有効視野補正手段１０に出力する。
有効視野補正手段１０は前(1)式で示したような演算を
行い、有効視野を拡張補正する。この補正により完全な
再構成に近付けることができる。以下、これを第４図を
基に説明する。
第４図は第３図に示す検出器位置で収集した情報の投影
データのプロフィールを模式的に示した説明図である。
上述した理由により、３６０°全てのデータが存在する
のは円１４で示す領域（被検体部位）内のみであり、検
出器１の１ａ，１ｂで示す回動位置での投影データのプ
ロフィール１２，１３にあってはそれぞれｃ′，ｄ′で
示すデータが不足することになるが、有効視野補正手段
１０による補正の結果、データｃ′としてはデータｃ
が、また、データｄ′としてはデータｄがそれぞれ近似
的に用いられることになる。それ故、フィルタ処理、逆
投影処理に供されるデータにおいては、有効視野が拡張
されたものと見ることができ、完全な再構成に近付ける
ことができのである。
データのプロフィールを模式的に示した説明図である。
上述した理由により、３６０°全てのデータが存在する
のは円１４で示す領域（被検体部位）内のみであり、検
出器１の１ａ，１ｂで示す回動位置での投影データのプ
ロフィール１２，１３にあってはそれぞれｃ′，ｄ′で
示すデータが不足することになるが、有効視野補正手段
１０による補正の結果、データｃ′としてはデータｃ
が、また、データｄ′としてはデータｄがそれぞれ近似
的に用いられることになる。それ故、フィルタ処理、逆
投影処理に供されるデータにおいては、有効視野が拡張
されたものと見ることができ、完全な再構成に近付ける
ことができのである。
以上の有効視野補正において重要となるのは、投影デー
タのプロフィール１２，１３において、ｅとｃ′とのつ
ながり及びｆとｄ′とのつながりであり、理想的には滑
らかにつながるが、実際には、被検体内のＲＩから被検
体表面までの距離が、１８０°対向する位置で見た場合
常に等しくならないため、被検体によるγ線の吸収によ
り滑らかにつながらない場合がある。このような滑らか
につながらない場合には、滑らかにつながるように前
(1)式におけるＫ1，Ｋ2を設定すれば良い。
タのプロフィール１２，１３において、ｅとｃ′とのつ
ながり及びｆとｄ′とのつながりであり、理想的には滑
らかにつながるが、実際には、被検体内のＲＩから被検
体表面までの距離が、１８０°対向する位置で見た場合
常に等しくならないため、被検体によるγ線の吸収によ
り滑らかにつながらない場合がある。このような滑らか
につながらない場合には、滑らかにつながるように前
(1)式におけるＫ1，Ｋ2を設定すれば良い。
このように本実施例にあっては、検出器１の回動位置に
より有効視野外となり検出不能なる被検体部位の放射線
情報として、被検体３を介して当該回動位置に対向する
回動位置で収集した放射線情報を近似的に用いることに
より、前記検出器１の有効視野の拡張補正を行う有効視
野補正手段１０を有して構成したものであるから、完全
再構成に近付けることができ、この結果、アーチファク
トを生ずることなく、空間分解能に優れた断層像を可視
化できる。
より有効視野外となり検出不能なる被検体部位の放射線
情報として、被検体３を介して当該回動位置に対向する
回動位置で収集した放射線情報を近似的に用いることに
より、前記検出器１の有効視野の拡張補正を行う有効視
野補正手段１０を有して構成したものであるから、完全
再構成に近付けることができ、この結果、アーチファク
トを生ずることなく、空間分解能に優れた断層像を可視
化できる。
以上、本発明の一実施例について説明したが、本発明は
上記実施例に限定されるものではなく、本発明の要旨の
範囲内で適宜に変形実施が可能であるのはいうまでもな
い。
上記実施例に限定されるものではなく、本発明の要旨の
範囲内で適宜に変形実施が可能であるのはいうまでもな
い。
上記実施例ではガントリ４に取り付けられたシフト位置
検出器５を備えるものについて説明したが、例えば検出
器１の有効視野中心の移動量を予め記憶しておき、これ
を基に有効視野補正を行うようにすれば、シフト位置検
出器５は不要となる。
検出器５を備えるものについて説明したが、例えば検出
器１の有効視野中心の移動量を予め記憶しておき、これ
を基に有効視野補正を行うようにすれば、シフト位置検
出器５は不要となる。
［発明の効果］ 以上詳述したように本発明によれば、検出器によって収
集された放射線情報を処理することにより、空間分解能
が高い断層像を得ることができるエミッションＣＴ装置
を提供することができる。
集された放射線情報を処理することにより、空間分解能
が高い断層像を得ることができるエミッションＣＴ装置
を提供することができる。
第１図は本発明の一実施例たるエミッションＣＴ装置の
ブロック図、第２図は本実施例における画像再構成部の
詳細を示すブロック図、第３図は本実施例における検出
器の有効視野と有効視野の拡張補正との関係を説明する
ための説明図、第４図は本実施例の作用を説明するため
の説明図、第５図及び第６図は従来のエミッションＣＴ
装置を説明するための説明図である。 １…検出器、３…被検体、 １０…有効視野補正手段。
ブロック図、第２図は本実施例における画像再構成部の
詳細を示すブロック図、第３図は本実施例における検出
器の有効視野と有効視野の拡張補正との関係を説明する
ための説明図、第４図は本実施例の作用を説明するため
の説明図、第５図及び第６図は従来のエミッションＣＴ
装置を説明するための説明図である。 １…検出器、３…被検体、 １０…有効視野補正手段。
Claims (1)
- 【請求項１】被検体に投与された放射性同位元素から発
生する放射線を検出する検出器と、 この検出器を前記被検体の回りに回動させる回動手段
と、 前記検出器の前記被検体を介して相対向する位置で視野
が部分的に重複して得られた各投影データを用いて、前
記検出器の有効視野よりも大きい視野の投影データを得
る有効視野補正手段とを具備したことを特徴とするエミ
ッションＣＴ装置。
Priority Applications (4)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP60078029A JPH0652301B2 (ja) | 1985-04-11 | 1985-04-11 | エミツシヨンｃｔ装置 |
| EP86104813A EP0200939B1 (en) | 1985-04-11 | 1986-04-08 | Emission computed tomography apparatus |
| DE8686104813T DE3666739D1 (en) | 1985-04-11 | 1986-04-08 | Emission computed tomography apparatus |
| US06/850,048 US4692624A (en) | 1985-04-11 | 1986-04-10 | Emission computed tomography apparatus |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP60078029A JPH0652301B2 (ja) | 1985-04-11 | 1985-04-11 | エミツシヨンｃｔ装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS61235781A JPS61235781A (ja) | 1986-10-21 |
| JPH0652301B2 true JPH0652301B2 (ja) | 1994-07-06 |
Family
ID=13650381
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP60078029A Expired - Fee Related JPH0652301B2 (ja) | 1985-04-11 | 1985-04-11 | エミツシヨンｃｔ装置 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US4692624A (ja) |
| EP (1) | EP0200939B1 (ja) |
| JP (1) | JPH0652301B2 (ja) |
| DE (1) | DE3666739D1 (ja) |
Families Citing this family (10)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4888486A (en) * | 1988-09-20 | 1989-12-19 | Picker International, Inc. | Scanning nuclear camera with automatic orbit shape modification |
| US5043890A (en) * | 1989-06-12 | 1991-08-27 | General Electric | Compensation of computed tomography data for objects positioned outside the field of view of the reconstructed image |
| IL96230A0 (en) * | 1990-11-02 | 1991-08-16 | Elscint Ltd | Gantry for nuclear medicine imaging systems |
| US5811813A (en) * | 1990-12-06 | 1998-09-22 | Elscint Ltd. | Dual detector gamma camera system |
| US5338936A (en) * | 1991-06-10 | 1994-08-16 | Thomas E. Kocovsky, Jr. | Simultaneous transmission and emission converging tomography |
| US5528042A (en) * | 1995-06-14 | 1996-06-18 | Siemens Medical Systems, Inc. | Retrospectively determining the center of rotation of a scintillation camera detector from SPECT data acquired during a nuclear medicine study |
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