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JP4385500B2 - Tomographic image processing device - Google Patents

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JP4385500B2
JP4385500B2 JP2000181218A JP2000181218A JP4385500B2 JP 4385500 B2 JP4385500 B2 JP 4385500B2 JP 2000181218 A JP2000181218 A JP 2000181218A JP 2000181218 A JP2000181218 A JP 2000181218A JP 4385500 B2 JP4385500 B2 JP 4385500B2
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    • A61B6/02Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/03Computed tomography [CT]
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Description

【0001】
【発明の属する技術分野】
この発明は、被検体の放射線検出信号に基づいて被検体の断層画像を求める断層画像処理装置に係り、特に、被検体の特定の部位についての断層画像を求める技術に関する。
【0002】
【従来の技術】
一般に、被検体の放射線検出信号に基づいて被検体の断層画像を求める断層画像処理装置として、X線CT装置や、核医学診断装置としてECT(Emission CT) 装置等がよく知られている。
【0003】
ECT装置の場合には、被検体に投与された放射性医薬剤(例えば133Xe 、99mTc 、201TI 、67Ga等)から放出されたガンマ線を、光電子倍増管(フォトマルチプライアまたはPMT)を備えたガンマカメラによって発光量に変換する。即ち、変換された発光量の分布が2次元の投影データとなる。その投影データを、フィルタリングや逆投影等の再構成処理を行うことによって、被検体の断層画像が得られる。特に、被検体が人体の場合で、人体の特定の部位、例えば臓器やガンの発生部位等を調べるときは、上述した放射性医薬剤は人体の組織に対して高い親和性を示すので、被検体の機能診断が行えるECT装置が有用である。
【0004】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、断層画像処理装置で、被検体の特定の部位についての断層画像を求めるとき、以下のような問題がある。
即ち、被検体の微小部位の断層画像、例えば人体の腫瘍の断層画像を求めることが困難という問題である。次に、ECT装置を例に採って、上記問題点について詳しく説明する。
【0005】
従来、人体の腫瘍等の微小部位に関する断層画像を求めるときには、得られた被検体の断層画像を画面に表示して、その表示結果に基づいて上記断層画像を求めている。しかし、上記の方法では、被検体の微小部位が見つかるまで断層画像を検索して表示しなければならず、非常に手間がかかる。また、求める微小部位が臓器やガンの発生部位程度の大きさと比較して極めて小さいことから、X線CT装置で求めた断層画像はおろか、被検体の機能診断が行えるECT装置で求めた断層画像でさえも、断層画像上の微小部位そのものを見落とす場合がある。そこで、断層画像を最大値投影(MIP[Maximum Intensity Projection])してから上記断層画像を特定する方法が知られている。
【0006】
先ず、最大値投影(以下、適宜「MIP」と略記する)について説明する。図8の(a)に示すような3次元の断層画像51を、s軸である投影面52に投影するとき、断層画像51と投影面52とを結ぶ線53(以下、適宜「投影線53」とする)は、投影面52に直交する。なお、ここでの角度θは、図8の(a)に示すように、図中のx軸と投影線53とが成す角度である。また、図中のz軸は紙面に対して垂直な方向である。通常の投影データは、断層画像51を通る投影線53上の画素値の積算、いわゆる積分投影によって求められる。MIP処理による投影データは、図8の(b)に示すように、断層画像51を通る投影線53上の各画素値を順にa1 、a2 、a3 、……、aN-1 、aN として、各画素値の最大値を投影データの投影値bとすることによって求められる。即ち、各画素値aN と投影値bとの関係を式で表すと、b=max(a1 、a2 、a3 、……、aN-1 、aN )となる。上述のMIP処理によって被検体の断層画像を投影する。すると、腫瘍等は画素値が高いので、MIP処理によって投影された投影データから腫瘍等の微小部位を明確に表示することができる。
【0007】
しかしながら、MIP処理によって投影された上記投影データから微小部位が特定できても、投影データからは微小部位の正確な位置が求められない。従って、結局はMIP処理で投影データを求めても、微小部位の正確な位置を求めるべく断層画像を検索しなければならない。また、MIP処理以外で、断層画像または被検体と投影面とを結ぶ線分上の1点の画素値を特定して投影するような投影法(例えば画素の最小値を投影値とする方法等)でも同様である。即ち、上記投影法によって投影された投影データから微小部位を明確に表示することができるが、微小部位の正確な位置が分からないので断層画像を再度検索しなければならない。
【0008】
この発明は、上記の事情に鑑みてなされたものであって、被検体の特定の部位に関する断層画像を効率良く特定することを課題とする。
【0009】
【課題を解決するための手段】
この発明は、上記課題を達成するために、次のような構成をとる。即ち、請求項1に記載の発明に係る断層画像処理装置は、被検体からの放射線検出信号に基づいて得られる投影データを再構成して被検体の断層画像を求める断層画像処理装置であって、(a)被検体からの放射線検出信号に基づいて第1の投影データを導出する第1の投影データ導出手段と、(b)前記第1の投影データ導出手段で導出された第1の投影データから3次元の第1の断層画像を再構成する第1の画像再構成手段と、(c)前記第1の画像再構成手段から再構成された第1の断層画像と、この断層画像を投影させる投影面とを結ぶ投影線分上の1点の座標を各投影線毎にそれぞれ特定する座標特定手段と、(d)前記座標特定手段で特定された各座標の画素値を投影値として第2の投影データを導出する第2の投影データ導出手段と、(e)前記第2の投影データ導出手段で導出された第2の投影データ上の部位を特定する部位特定手段と、(f)前記部位特定手段で特定された第2の投影データ上の部位と、前記投影線分上の座標とに基づいて、前記第1の断層画像の内から2次元の第2の断層画像を特定する第1の断層画像特定手段と、(g)同じ被検体であって別の放射線検出信号に基づいて、第1の投影データよりも正確な位置情報を有する第3の投影データを導出する第3の投影データ導出手段と、(h)前記第3の投影データ導出手段で導出された第3の投影データから、第1の断層画像よりも正確な位置情報を有する3次元の第3の断層画像を再構成する第2の画像再構成手段と、(i)前記第2の画像再構成手段から再構成された第3の断層画像と、第1の断層画像とに基づいて、第3の断層画像の位置合わせを行う位置合わせ手段と、(j)第2の投影データ上の部位と、投影線分上の座標とに基づいて、前記位置合わせ手段で位置合わせが行われた第3の断層画像の内から2次元の第4の断層画像を特定する第2の断層画像特定手段とを備えることを特徴とする。
【0010】
請求項2に記載の発明に係る断層画像処理装置は、請求項1に記載の断層画像処理装置において、(k)前記第1の断層画像特定手段から特定された第2の断層画像と、前記第2の断層画像特定手段から特定された第4の断層画像とを重ね合わせる重ね合わせ手段とを備えることを特徴とする。
【0011】
【作用】
請求項1に記載の発明の作用について説明する。
被検体の放射線検出信号から第1の投影データ導出手段によって第1の投影データが導出されて、第1の投影データから第1の画像再構成手段によって3次元の第1の断層画像が再構成される。そして、座標特定手段によって第1の断層画像と、この断層画像を投影させる投影面とを結ぶ投影線分上の1点の座標が、各投影線毎に特定される。特定された各投影線毎の線分上の各座標から、第2の投影データ導出手段によって、各座標の画素値を投影値としたデータが投影面上に投影される。また、この各座標の画素値を投影値としたデータは、第2の投影データに相当する。前記第2の投影データは、座標特定手段によって特定された座標の画素値を投影値としているので、その座標の持っている情報は第2の投影データに反映されている。
【0012】
さらに、第2の投影データから部位特定手段によって第2の投影データ上の部位が特定される。特定された第2の投影データ上の部位と、投影線分上の座標とから、投影線分上の座標がさらに絞り込まれる。そして第1の断層画像特定手段によって、特定された第2の投影データ上の部位と、投影線分上の座標とに基づいて、即ち第2の投影データ上の部位によってさらに絞り込まれた投影線分上の座標に基づいて、3次元の第1の断層画像の内から2次元の第2の断層画像が特定される。この時点で、第1の断層画像は既に求められているので、第2の投影データが導出されると、複数の第1の断層画像の内から断層画像を検索することなく、すぐに第2の断層画像が特定されることになる。
【0013】
さらに、同じ被検体の別の放射線検出信号から第3の投影データ導出手段によって第3の投影データが導出されて、第3の投影データから第2の画像再構成手段によって第3の断層画像が再構成される。第3の投影データは第1の投影データよりも正確な位置情報を有しているので、第3の断層画像も第1の断層画像よりも正確な位置情報を有することになる。そして、位置合わせ手段によって第3の断層画像は、第1の断層画像に基づく位置に合わせられる。
【0014】
さらに、第2の断層画像特定手段によって、特定された第2の投影データ上の部位と、投影線分上の座標とに基づいて、即ち第2の投影データ上の部位によってさらに絞り込まれた投影線分上の座標に基づいて、第3の断層画像の内から第4の断層画像が特定される。第3の断層画像は第1の断層画像よりも正確な位置情報を有しているのと、位置合わせ手段によって第3の断層画像は、第1の断層画像に基づく位置に合わせられているので、第4の断層画像も第2の断層画像よりも正確な位置情報を有することになる。そして、請求項2に記載の発明によれば、重ね合わせ手段によって、第2の断層画像と第4の断層画像とを重ね合わせた断層画像は、請求項1の発明で求められた断層画像よりも正確な位置情報を有することになる。
【0015】
【発明の実施の形態】
〔第1実施例〕
以下、本発明に係る断層画像処理装置の第1実施例を図面を参照しながら詳しく説明する。図1は、本発明に係る第1実施例のECT装置の要部構成を示す概略図である。図2は、演算部7とメモリ部8との内部をそれぞれ具体的にあらわしたブロック図である。
【0016】
以下、単一のガンマ線を検出して被検体の断層画像を再構成するSPECT(Single Photon Emission CT) 装置を例に採って、第1実施例のECT装置(以下、適宜「第1実施例装置」と略記する)の概略図を説明する。第1実施例装置は、図1に示すように、被検体Pを載置する天板1と、2つのガンマカメラ2と、2つのガンマカメラ2を配設したガントリ3と、天板1を移動させる天板移動機構4と、ガントリ3を回転させるガントリ回転機構5とを備えている。
【0017】
天板1は、天板移動機構4によって、被検体Pを載せたまま水平方向(図1中のX軸方向)、上下方向(図1中のY軸方向)、及び被検体Pの体軸方向(図1中のZ軸方向、即ち紙面に対して垂直な方向)に移動するように構成されている。
【0018】
2つのガンマカメラ2は、被検体Pと天板1とを挟んで、それぞれのガンマカメラ2が対向した形態で配設されている。そして、ガントリ回転機構5によってガントリ3が回転するのに連動して、それぞれのガンマカメラ2が対向したまま、被検体Pと天板1との周りを矢印RAの方向に回転する。即ち、ガンマカメラ2の回転によって被検体Pからガンマカメラ2に向けて入射されたガンマ線Gをそれぞれ検出することになる。
【0019】
またガンマカメラ2は、被検体Pから放出されたガンマ線Gを検出してガンマ線の検出信号に変換する検出器と、散乱ガンマ線Gをカットするコリメータと、ガンマ線の検出信号から光に変換するシンチレータと、光電子倍増管(フォトマルチプライアまたはPMT)とから構成されている(ガンマカメラ2を構成するそれぞれの機構は図示省略)。そして、被検体Pから放出されたガンマ線Gは、ガンマカメラによって発光量に変換されて、その変換された発光量の分布が2次元の投影データとなる。
【0020】
また、第1実施例装置では、被検体Pの周りを半回転するだけで被検体Pの投影データを全部得られるようにガンマカメラ2を2つ備えたが、被検体Pの周りを1回転して被検体Pの投影データを全部得るならば1つのみのガンマカメラ2を備えても構わないし、3つ以上のガンマカメラ2を備えても構わない。
【0021】
上述の構成以外に、第1実施例装置は、図1に示すように、発光量の分布を2次元の投影データに変換する輝度位置計算部6と、演算処理を行う演算部7と、後述する投影データや断層画像等のデータを記憶するメモリ部8と、モニタに映し出す画面表示部9と、第1実施例装置の操作・制御を統括するコントロール部10とを備えている。
【0022】
輝度位置計算部6は、ガンマカメラ2によってガンマ線Gから変換された発光量を輝度信号の大きさとして計算を行っている。その一方で、発光量からガンマ線Gの発生源の位置を位置情報として計算を行っている。このように、ガンマ線Gがガンマカメラ2に入射する度に、上述した輝度信号の大きさと、位置情報とを計算して、輝度信号の大きさと、位置情報とから2次元の投影データを導出している。輝度位置計算部6から得られたこの2次元の投影データは本発明の他の投影データの基礎となるデータなので、以下、上記2次元の投影データを基礎投影データと定義づけることにする。また、この基礎投影データは、本発明における第1の投影データに相当して、この輝度位置計算部6は、本発明における第1の投影データ導出手段に相当する。
【0023】
また、コントロール部10は、図示を省略するキーボード(操作卓)やマウス(ポインティングデバイス)等の入力操作装置を備えている。そして、コントロール部10は、天板1やガントリ2の操作を行う天板移動機構4及びガントリ回転機構5への操作命令、メモリ部8への書き込み(記憶)やメモリ部8からの読み出し、及び画面表示部9によるモニタの表示等の第1実施例装置の操作・制御を、入力操作装置からの入力操作に基づいて、あるいは自動的に行っている。その他にも、コントロール部10は、後述する最大画素値の計算、最大画素値座標の特定、MIP投影データの導出、MIP特定部位の特定、及びECT特定画像の特定等の第1実施例の特徴的な手順の操作をも行っている。
【0024】
次に、第1実施例の特徴部分である演算部7とメモリ部8との内部について、図2を参照してそれぞれ詳しく説明する。
【0025】
先ず、演算部7の具体的構成について説明する。演算部7はCPU等で構成されており、図2に示すように、ECT再構成部11と、MIP処理部12と、部位特定部15と、及びECT画像特定部16とを備えている。さらに上記MIP処理部12は、最大画素値座標特定部13と、及びMIP投影部14とを備えている。
【0026】
ECT再構成部11は、後述する基礎投影データメモリ部21から読み出された基礎投影データ、即ち上記輝度位置計算部6から計算された基礎投影データに基づいて基礎断層画像を再構成する機能を備えている。この基礎断層画像は、本発明における第1の断層画像に相当して、このECT再構成部11は、本発明における第1の画像再構成手段に相当する。
【0027】
MIP処理部12は、後述する基礎断層画像メモリ部22から読み出された基礎断層画像、即ち上記ECT再構成部11から再構成された基礎断層画像に対して最大値投影して、即ちMIP処理を施して、最大画素値やMIP投影データ等を導出する機能を備えている。続いて、MIP処理部12の具体的構成である最大画素値座標特定部13、及びMIP投影部14について説明する。
【0028】
最大画素値座標特定部13は、上記基礎断層画像と、この基礎断層画像を投影させる投影面とを結ぶ投影線分上の各画素値の最大値(以下、適宜「最大画素値」と略記する)を計算して、その最大画素値の座標(以下、適宜「最大画素値座標」と略記する)を各投影線毎にそれぞれ特定する機能を備えている。この最大画素値座標は、本発明における「第1の断層画像と、この断層画像を投影させる投影面とを結ぶ投影線分上の1点の座標」に相当して、この最大画素値座標特定部13は、本発明における座標特定手段に相当する。
【0029】
MIP投影部14は、後述する最大画素値メモリ部24から読み出された最大画素値、即ち上記最大画素値座標特定部13から特定された各投影線毎の最大画素値を投影値とするデータを投影面に投影する機能を備えている。即ち、MIP投影部14は、基礎断層画像に対してMIP処理を施して、MIP処理による投影データ(以下、適宜「MIP投影データ」と略記する)を導出する機能を備えていることになる。このMIP投影データは、本発明における第2の投影データに相当して、このMIP投影部14は、本発明における第2の投影データ導出手段に相当する。ここで、演算部7の具体的構成の説明に再度戻る。
【0030】
部位特定部15は、後述するMIP投影データメモリ部26から読み出されたMIP投影データ、即ち上記MIP投影部14から投影されたMIP投影データ上の部位を特定する機能を備えている。具体的に説明すると、第1実施例装置ではMIP投影データ上の画素値の最大値をMIP特定部位として自動的に抽出されるように、部位特定部15は構成されている。また変形例として、MIP投影データを画面表示部9によってコントロール部10を介してモニタに表示させて、マウス等といった入力操作装置から作業者(オペレータ)の入力操作に基づいてMIP特定部位を求めるように、部位特定部15は構成されていてもよい。その場合には、部位特定部15は演算部7の外部に構成されることになる。このMIP特定部位は、本発明における「第2の投影データ上の部位」に相当して、この部位特定部15は、本発明における部位特定手段に相当する。
【0031】
ECT画像特定部16は、後述するMIP特定部位メモリ部27から読み出されたMIP特定部位と、後述する最大画素値座標メモリ部25から読み出された最大画素値座標とに基づいて、基礎断層画像の内からECT特定画像を特定する機能を備えている。なお、MIP特定部位メモリ部27から読み出されたMIP特定部位とは、即ち上記部位特定部15から特定されたMIP特定部位のことであり、最大画素値座標メモリ部25から読み出された最大画素値座標とは、即ち最大画素値座標特定部13から特定された最大画素値座標のことである。このECT特定画像は、本発明における第2の断層画像に相当して、このECT画像特定部16は、本発明における第1の断層画像特定手段に相当する。
【0032】
続いて、メモリ部8の具体的構成について説明する。メモリ部8はRAMやROM等の記憶装置で構成されており、図2に示すように、基礎投影データメモリ部21と、基礎断層画像メモリ部22と、MIPデータメモリ部23と、及びECT特定画像メモリ部28とを備えている。さらに上記MIPデータメモリ部23は、最大画素値メモリ部24と、最大画素値座標メモリ部25と、MIP投影データメモリ部26と、及びMIP特定部位メモリ部27とを備えている。
【0033】
基礎投影データメモリ部21は、輝度位置計算部6から計算された基礎投影データがコントロール部10を介して書き込まれ、入力操作装置から作業者(オペレータ)の入力操作に基づく、あるいは装置に組み込まれたプログラムに基づく読み出し命令(READコマンド)によって読み出される、読み書き可能な機能を備えている。なお、読み出された基礎投影データはコントロール部10を介してECT再構成部11によって基礎断層画像に再構成されたり、画面表示部9によってモニタに表示されたりする。
【0034】
基礎断層画像メモリ部22は、ECT再構成部11から再構成された基礎断層画像がコントロール部10を介して書き込まれ、読み出し命令によって読み出される、読み書き可能な機能を備えている。なお、読み出された基礎断層画像はコントロール部10を介して、MIP処理部12内の最大画素値座標特定部13によって最大画素値や最大画素値座標になったり、MIP処理部12内のMIP投影部14によってMIP投影データに投影されたり、ECT画像特定部16によってECT特定画像に特定されたり、画面表示部9によってモニタに表示されたりする。
【0035】
MIPデータメモリ部23は、MIP処理部12によってMIP処理が施された最大画素値やMIP投影データ等が、コントロール部10を介して書き込まれ、読み出し命令によって読み出される、読み書き可能な機能を備えている。なお、読み出された上記データはコントロール部10を介して、部位特定部15によってMIP特定部位に特定されたり、ECT画像特定部16によってECT特定画像に特定されたり、画面表示部9によってモニタにそれぞれ表示されたりする。続いて、MIPデータメモリ部23の具体的構成である最大画素値メモリ部24、最大画素値座標メモリ部25、MIP投影データメモリ部26、及びMIP特定部位メモリ部27について、上記各データの具体的な手順の流れも兼ねて説明する。
【0036】
最大画素値メモリ部24は、最大画素値座標特定部13によって計算された最大画素値が、コントロール部10を介して書き込まれ、読み出し命令によって読み出される、読み書き可能な機能を備えている。なお、読み出された最大画素値はコントロール部10を介して、MIP投影部14によってMIP投影データに投影されたり、画面表示部9によってモニタに表示されたりする。
【0037】
最大画素値座標メモリ部25は、最大画素値座標特定部13によって特定された最大画素値座標が、コントロール部10を介して書き込まれ、読み出し命令によって読み出される、読み書き可能な機能を備えている。なお、読み出された最大画素値座標はコントロール部10を介して、ECT画像特定部16によってECT特定画像に特定されたり、画面表示部9によってモニタに表示されたりする。
【0038】
MIP投影データメモリ部26は、MIP投影部14によって投影されたMIP投影データが、コントロール部10を介して書き込まれ、読み出し命令によって読み出される、読み書き可能な機能を備えている。なお、読み出されたMIP投影データはコントロール部10を介して、部位特定部15によってMIP特定部位に特定されたり、画面表示部9によってモニタに表示されたりする。
【0039】
MIP特定部位メモリ部27は、部位特定部15によって特定されたMIP特定部位が、コントロール部10を介して書き込まれ、読み出し命令によって読み出される、読み書き可能な機能を備えている。なお、読み出されたMIP特定部位はコントロール部10を介して、ECT画像特定部16によってECT特定画像に特定されたり、画面表示部9によってモニタに表示されたりする。ここで、メモリ部8の具体的構成の説明に再度戻る。
【0040】
ECT特定画像メモリ部28は、ECT画像特定部16によって特定されたECT特定画像が、コントロール部10を介して書き込まれ、読み出し命令によって読み出される、読み書き可能な機能を備えている。なお、読み出されたECT特定画像はコントロール部10を介して、画面表示部9によってモニタに表示されたりする。また、このECT特定画像が、第1実施例で最終的に求められる断層画像である。
【0041】
次に、撮影を開始してから、被検体の特定の部位に関する断層画像を求めるまでの第1実施例に係る一連の手順について、図3のフローチャートを参照して説明する。
【0042】
(ステップS1)放射性医薬剤(例えば133Xe 、99mTc 、201TI 、67Ga等)の投与を被検体Pに対して行い、被検体Pを天板1に載置する。天板移動機構4及びガントリ回転機構5の操作によって、被検体Pを体軸Zの方向に移動させつつ、ガンマカメラ2を被検体Pの周りに矢印RAの方向に回転させる。上述の被検体Pの移動・ガンマカメラ2の回転によって、被検体に投与された上記放射性医薬剤から放出されたガンマ線Gが検出される。ガンマ線Gの検出信号は輝度位置計算部6によって基礎投影データに変換される。また、第1実施例装置ではガンマカメラ2を2つ備えているので、被検体Pの周りを半回転するだけであらゆる方向からの基礎投影データが得られる。導出された基礎投影データは、コントロール部10を介して、基礎投影データメモリ部21に書き込まれる。
【0043】
(ステップS2)基礎投影データメモリ部21内の上記基礎投影データは、読み出し命令によってコントロール部10を介して、ECT再構成部11によって3次元の基礎断層画像に再構成される。あらゆる方向からの基礎投影データによって基礎断層画像は再構成されているので、基礎断層画像はあらゆる方向の断面に対する断層画像が得られて、基礎断層画像メモリ部22に書き込まれる。なお、最終的に求められるECT特定画像は、あらゆる方向の断面に対する基礎断層画像を必要としなく、3方向の断面に対する2次元の基礎断層画像だけでよい。従って、第1実施例では、3方向の断面に対する基礎断層画像を、水平方向(図1中のX軸方向)、上下方向(図1中のY軸方向)、及び被検体Pの体軸方向(図1中のZ軸方向)の3方向の断面とする。X軸に垂直な断面(YZ平面)とY軸に垂直な断面(ZX平面)とZ軸に垂直な断面(XY平面)とを、それぞれ「EX (y,z)」と「EY (z,x)」と「EZ (x,y)」として、ECT特定画像の特定(ステップS7)を行う。なお、第1実施例では、上述の3方向は実施例装置の水平方向と上下方向と被検体Pの体軸方向とのXYZの方向にしたが、もちろんXYZ以外の方向でも構わない。
【0044】
(ステップS3)基礎断層画像メモリ部22内の基礎断層画像は、読み出し命令によってコントロール部10を介して、先ず、最大画素値座標特定部13によって最大画素値に計算される。詳述すると、3次元の基礎断層画像をs軸である投影面に投影する。このとき、「課題」のMIP処理の説明でも述べたように、基礎断層画像と、この基礎断層画像を投影させる投影面であるs軸とを結ぶ投影線は、s軸に直交して、X軸に対して角度θの角度を持つことになる。そして基礎断層画像を通る投影線上の各画素値の最大値が、最大画素値になる。同様に、XY平面上で、s軸のsと、角度θとを変更しながら基礎断層画像を通る投影線上のそれぞれの最大画素値を計算する。上述の一連の手順が終了すると、今度はZ軸の位置を変えて、同様にs軸と角度θとを変更しながら投影線上のそれぞれの最大画素値を計算する。計算された最大画素値はコントロール部10を介して、最大画素値メモリ部24に書き込まれる。第1実施例では、XY平面上でs軸と角度θとを変更しながら基礎断層画像を投影して、さらにZ軸の位置を変えて基礎断層画像を投影したが、もちろん、YZ平面上でs軸と角度θとを変更しながら基礎断層画像を投影して、さらにX軸の位置を変えて基礎断層画像を投影してもよいし、ZX平面上でs軸と角度θとを変更しながら基礎断層画像を投影して、さらにY軸の位置を変えて基礎断層画像を投影してもよいし、投影の方向に関しては特に限定されない。
【0045】
(ステップS4)さらに、ステップS3で計算された最大画素値のXYZの各座標(x,y,z)が求められる。即ち、最大画素値によって最大画素値座標が特定されることになる。また、前記座標(x,y,z)は(θ,s,z)でも表すことができる。従って、各座標(x,y,z)をθ,s,zの関数で表すことにして、xをx(θ,s,z)として、yをy(θ,s,z)として、zをz(θ,s,z)とする。特定された最大画素値座標はコントロール部10を介して、最大画素値座標メモリ部25に書き込まれる。
【0046】
(ステップS5)基礎断層画像メモリ部22内の基礎断層画像と、最大画素値メモリ部24内の最大画素値とは、読み出し命令によってコントロール部10を介して、MIP投影部14によってMIP投影データに投影される。詳述すると、ステップS3で計算された各最大画素値を投影値とするMIP投影データが導出されることになる。このMIP投影データを、θ,s,zの関数としてM(θ,s,z)で表すことにする。MIP投影データM(θ,s,z)はコントロール部10を介して、MIP投影データメモリ部26に書き込まれる。
【0047】
(ステップS6)MIP投影データメモリ部26内のMIP投影データM(θ,s,z)は読み出し命令によってコントロール部10を介して、部位特定部15によってMIP特定部位(θ1 ,s1 ,z1 )に特定される。詳述すると、MIP投影データM(θ,s,z)上の画素値の最大値が、MIP特定部位(θ1 ,s1 ,z1 )として自動的に抽出される。また、部位特定部15の説明でも述べたように、変形例としてステップS5で投影されたMIP投影データM(θ,s,z)を画面表示部9によってモニタに表示させて、マウス等といった入力操作装置から作業者(オペレータ)の入力操作に基づいてMIP特定部位(θ1 ,s1 ,z1 )を求めるようにしてもよい。特定されたMIP特定部位(θ1 ,s1 ,z1 )はコントロール部10を介して、MIP特定部位メモリ部27に書き込まれる。
【0048】
(ステップS7)基礎断層画像メモリ部22内の基礎断層画像と、MIP特定部位メモリ部27内のMIP特定部位(θ1 ,s1 ,z1 )と、最大画素値座標メモリ部25内の最大画素値座標(x,y,z)とは、読み出し命令によってコントロール部10を介して、ECT画像特定部16によってECT特定画像に特定される。詳述すると、MIP特定部位(θ1 ,s1 ,z1 )と、最大画素値座標(x,y,z)とに基づいて、基礎断層画像の内からECT特定画像が特定される。即ち、MIP特定部位(θ1 ,s1 ,z1 )を代入することによって、θ,s,zの関数であるx(θ1 ,s1 ,z1 )、y(θ1 ,s1 ,z1 )、及びz(θ1 ,s1 ,z1 )が絞り込まれて、複数個の各最大画素値座標(x,y,z)が限られた候補数個、あるいは1個の座標(x1 ,y1 ,z1 )(=(x(θ1 ,s1 ,z1 )、y(θ1 ,s1 ,z1 )、z(θ1 ,s1 ,z1 )))に特定される。そして、絞り込まれた座標(x1 ,y1 ,z1 )をそれぞれの断面EX (y,z)とEY (z,x)とEZ (x,y)に代入することによって、ECT特定画像であるEX (y1 ,z1 )、EY (z1 ,x1 )、及びEZ (x1 ,y1 )が特定されることになる。特定されたECT特定画像はコントロール部10を介して、ECT特定画像メモリ部28に書き込まれる。また、このECT特定画像が、第1実施例で最終的に求められる断層画像である。ECT特定画像の各断面EX (y1 ,z1 )、EY (z1 ,x1 )、及びEZ (x1 ,y1 )を画面表示部9によってモニタにそれぞれ表示することで、作業者(オペレータ)は複数個の基礎断層画像を検索することなく、すぐに被検体Pの特定の部位に関するECT特定画像を特定して、さらに特定の部位が微小部位、例えば腫瘍等でもそれらを明確に表示することができる。
【0049】
以上の一連の手順から、以下の様な作用・効果をもたらす。即ち、ステップS2で再構成された基礎断層画像を、ステップS3からS5までの一連のMIP処理を施すことによって、MIP投影データM(θ,s,z)が投影される。このMIP投影データM(θ,s,z)は最大画素値を投影値としており、腫瘍等は画素値が高いので、腫瘍等の微小部位でも、MIP投影データから容易に微小部位に相当する部分が判断できる。そして、ステップS6で、MIP投影データM(θ,s,z)から、MIP特定部位(θ1 ,s1 ,z1 )が特定される。また、微小部位の正確な位置を求めるべく、最終的に求められる断層画像であるECT特定画像を検索するときでも、この時点(ステップS7)で、基礎断層画像は既に求められている。従って、上述したようにMIP投影データM(θ,s,z)が導出されて、MIP特定部位(θ1 ,s1 ,z1 )が特定されると、それぞれのメモリに格納された最大画素値座標(x,y,z)及びMIP特定部位(θ1 ,s1 ,z1 )に基づいて、複数個の基礎断層画像を検索することなく、すぐに被検体Pの特定の部位に関する断層画像であるECT断層画像を特定することができる。
【0050】
〔第2実施例〕
次に第2実施例について図面を参照しながら説明する。図4は、第2実施例のECT装置(以下、適宜「第2実施例装置」と略記する)の要部構成を示す概略図である。図5は、第2実施例に係る演算部7とメモリ部8との内部をそれぞれ具体的にあらわしたブロック図である。なお、第1実施例と共通する箇所については同符号を付して、その箇所の説明を省略する。
【0051】
第2実施例のECT装置は、図4に示すように、第1実施例と同様の天板1、ガンマカメラ2、ガントリ3、天板移動機構4、ガントリ回転機構5、輝度位置計算部6、演算部7、メモリ部8、画面表示部9、及びコントロール部10を備えている。
【0052】
上述の構成以外に、第2実施例装置は、図4に示すように、X線CT装置34とECT装置との両データの相互のリンクが行えるように以下の構成を備えている。即ち、X線CT装置34は図示を省略するX線CT用の天板、X線管等を備えているとともに、X線検出器35、データ収集手段(DAS)36、及びX線CT用のコントロール部37を備えている。そして、ECT装置とX線CT装置34とは、信号ラインやインターフェースやケーブル等に代表される通信回線38によって相互に接続されている。また、X線CT装置34で撮影される被検体Pは、後述するXCT断層の位置合わせをECT装置内の基礎断層画像に基づいて行うので、ECT装置で撮影された被検体Pと同一である。
【0053】
上述の構成を有することによって、X線CT装置34で撮影された断層画像や投影データ等の各データと、ECT装置内の基礎断層画像や基礎投影データやMIP投影データやECT断層画像等の各データとを、通信回線38を介して、相互に送受信することができる。
【0054】
第2実施例の特徴部分に沿って詳述すると、X線CT装置34において、X線管からX線ビームBを被検体Pに向けて照射する。被検体Pを透過したX線ビームBはX線検出器35によって検出されて、X線検出信号となる。X線検出信号はデータ収集手段(DAS)36によってX線透過データとなる。このX線透過データは、X線ビームBの被検体Pに対する投影データとなる。以下、データ収集手段(DAS)36によって得られたこの被検体Pに対する投影データを、ECT装置に関するデータと区別して、XCT投影データと定義づけることにする。このXCT投影データは、X線CT装置34内のメモリ部(図示省略)に格納されているが、必要に応じて、ECT装置内のコントロール部10に随時送信される。また、このXCT投影データは、本発明における第3の投影データに相当して、データ収集手段(DAS)36は、本発明における第3の投影データ導出手段に相当する。
【0055】
また、このXCT投影データはX線CT装置34から得られたデータなので、ECT装置から得られた基礎投影データよりも正確な位置情報を有する。
【0056】
また、被検体の特定の部位に関する断層画像をより効率良く特定することから、ステップS1のECT撮影を行う前に、予めX線CT装置34で被検体Pを撮影する方が好ましい。
【0057】
次に、第2実施例の特徴部分である演算部7とメモリ部8との内部について、図5を参照してそれぞれ詳しく説明する。
【0058】
先ず、演算部7の具体的構成について説明する。第1実施例と同様のECT再構成部11、MIP処理部12、部位特定部15、及びECT画像特定部16を備えている(MIP処理部12内の最大画素値座標特定部13と、MIP投影部14とは省略)。上述の構成以外に、第2実施例装置の演算部7は、図5に示すように、XCT再構成部17と、位置合わせ部18と、XCT画像特定部19と、重ね合わせ部20とを備えている。
【0059】
XCT再構成部17は、後述するXCT投影データメモリ部29から読み出されたXCT投影データ、即ち上記データ収集手段(DAS)36によって導出されて、図4中の通信回線38を介してECT装置内のコントロール部10に送信されたXCT投影データに基づいてXCT断層画像を再構成する機能を備えている。また、XCT投影データは基礎投影データよりも正確な位置情報を有しているので、上記XCT断層画像も基礎断層画像よりも正確な位置情報を有していることになる。このXCT断層画像は、本発明における第3の断層画像に相当して、このXCT再構成部17は、本発明における第2の画像再構成手段に相当する。
【0060】
位置合わせ部18は、基礎断層画像メモリ部22から読み出された基礎断層画像と、後述するXCT断層画像メモリ部30から読み出されたXCT断層画像とに基づいて、XCT断層画像の位置合わせを行う機能を備えている。なお、XCT断層画像メモリ部30から読み出されたXCT断層画像とは、即ち上記XCT再構成部17から再構成されたXCT断層画像のことである。また、XCT断層画像の位置合わせによって補正されたXCT断層画像を、補正XCT断層画像と定義づけることにする。この補正XCT断層画像は、本発明における「位置合わせが行われた第3の断層画像」に相当して、この位置合わせ部18は、本発明における位置合わせ手段に相当する。
【0061】
XCT画像特定部19は、MIPデータメモリ部23内のMIP特定部位メモリ部27(図5では図示省略)から読み出されたMIP特定部位と、MIPデータメモリ部23内の最大画素値座標メモリ部25(図5では図示省略)から読み出された最大画素値座標と、後述する補正XCT断層画像メモリ部31から読み出された補正XCT断層画像の内からXCT特定画像を特定する機能を備えている。なお、補正XCT断層画像メモリ部31から読み出された補正XCT断層画像とは、即ち上記位置合わせ部18によって補正された補正XCT断層画像のことである。このXCT特定画像は、本発明における第4の断層画像に相当して、このXCT画像特定部19は、本発明における第2の断層画像特定手段に相当する。
【0062】
重ね合わせ部20は、ECT特定画像メモリ部28から読み出されたECT特定画像と、後述するXCT特定画像メモリ部32から読み出されたXCT特定画像とを重ね合わせる機能を備えている。なお、XCT特定画像メモリ部32から読み出されたXCT特定画像とは、即ちXCT画像特定部19から特定されたXCT特定画像のことである。また、ECT特定画像とXCT特定画像とを重ね合わせることによってできた画像を、重ね合わせ特定画像と定義づけることにする。この重ね合わせ特定画像は、第2実施例で最終的に求められる断層画像であり、この重ね合わせ部20は、本発明における重ね合わせ手段に相当する。
【0063】
続いて、メモリ部8の具体的構成について説明する。第1実施例と同様の基礎投影データメモリ部21、基礎断層画像メモリ部22、MIPデータメモリ部23、及びECT特定画像メモリ部28とを備えている(MIPデータメモリ部23内の最大画素値メモリ部24と、最大画素値座標メモリ部25と、MIP投影データメモリ部26と、及びMIP特定部位メモリ部27とは省略)。上述の構成以外に、第2実施例装置のメモリ部8は、図5に示すように、XCT投影データメモリ部29と、XCT断層画像メモリ部30と、補正XCT断層画像メモリ部31と、XCT特定画像メモリ部32と、重ね合わせ特定画像メモリ部33とを備えている。
【0064】
XCT投影データメモリ部29は、データ収集手段(DAS)36によって導出されたXCT投影データが図4中の通信回線38とコントロール部10とを介して書き込まれ、読み出し命令によって読み出される、読み書き可能な機能を備えている。なお、読み出されたXCT投影データはコントロール部10を介して、XCT再構成部17によってXCT断層画像に再構成されたり、画面表示部9によってモニタに表示されたりする。
【0065】
XCT断層画像メモリ部30は、XCT再構成部17から再構成されたXCT断層画像がコントロール部10を介して書き込まれ、読み出し命令によって読み出される、読み書き可能な機能を備えている。なお、読み出されたXCT断層画像はコントロール部10を介して、位置合わせ部18によって補正XCT断層画像に補正されたり、画面表示部9によってモニタに表示されたりする。
【0066】
補正XCT断層画像メモリ部31は、位置合わせ部18から補正された補正XCT断層画像がコントロール部10を介して書き込まれ、読み出し命令によって読み出される、読み書き可能な機能を備えている。なお、読み出された補正XCT断層画像はコントロール部10を介して、XCT画像特定部19によってXCT特定画像に特定されたり、画面表示部9によってモニタに表示されたりする。
【0067】
XCT特定画像メモリ部32は、XCT画像特定部19から特定されたXCT特定画像がコントロール部10を介して書き込まれ、読み出し命令によって読み出される、読み書き可能な機能を備えている。なお、読み出されたXCT特定画像はコントロール部10を介して、重ね合わせ部20によって重ね合わせ特定画像に重ね合わされたり、画面表示部9によってモニタに表示されたりする。
【0068】
重ね合わせ特定画像メモリ部33は、重ね合わせ部20から重ね合わされた重ね合わせ特定画像がコントロール部10を介して書き込まれ、読み出し命令によって読み出される、読み書き可能な機能を備えている。なお、読み出された重ね合わせ特定画像はコントロール部10を介して、画面表示部9によってモニタに表示されたりする。また、重ね合わせ部20の説明で述べたように、この重ね合わせ特定画像が、第2実施例で最終的に求められる断層画像である。
【0069】
次に、撮影を開始してから、被検体の特定の部位に関する断層画像を求めるまでの第2実施例に係る一連の手順について、図6のフローチャートを参照して説明する。また、ステップS1のECT撮影を行う前に、X線CT装置34で被検体Pを撮影して、X線検出器35とデータ収集手段(DAS)36とによってXCT投影データを導出して、さらにそのXCT投影データを通信回線38を介してECT装置内のコントロール部10に送信して、XCT再構成部17によってXCT投影データから3次元のXCT断層画像に再構成するまでの一連の手順が既に終了しているものとする。
【0070】
(ステップS1〜S7)基礎投影データの導出からECT特定画像の特定までの一連の手順は、第1実施例の手順と同様なので、その説明を省略する。なお、ステップS1〜S7の後に、ステップS8以降の手順を行う必要はなく、ステップS1〜S7と、ステップS8以降とが並列処理で行われる手順であってもよい。
【0071】
(ステップS8)基礎断層画像メモリ部22内の基礎断層画像と、XCT断層画像メモリ部30内のXCT断層画像とは、読み出し命令によってコントロール部10を介して、位置合わせ部18によって3次元の補正XCT断層画像に補正される。補正された補正XCT断層画像はコントロール部10を介して、補正XCT断層画像メモリ部31に書き込まれる。詳述すると、XCT断層画像の座標系を、基礎断層画像の座標系に校正して、その校正された座標系に合わせてXCT断層画像を位置合わせして補正する。第1実施例と同様に、XCT特定画像や最終的に求められる重ね合わせ特定画像は、あらゆる方向の断面に対する補正XCT断層画像を必要としなく、3方向の断面に対する2次元の補正XCT断層画像だけでよい。3方向については特に限定されないが、後で補正XCT断層画像からXCT特定画像を特定して、そのXCT特定画像とECT特定画像とから重ね合わせて重ね合わせ特定画像を求めることから、上記画像と同じ3方向の断面にする方が好ましい。この場合、ECT特定画像等がX軸、Y軸、Z軸の3方向の断面なので、補正XCT断層画像もX軸、Y軸、Z軸の3方向の断面に特定する。従って、3方向の断面に対する補正XCT断層画像を、それぞれ「CX (y,z)」と「CY (z,x)」と「CZ (x,y)」として、XCT特定画像の特定(ステップS9)を行い、重ね合わせ特定画像に重ね合わせ(ステップS10)をする。
【0072】
(ステップS9)補正XCT断層画像メモリ部31内の補正XCT断層画像と、MIPデータメモリ部23内のMIP特定部位メモリ部27(図5では図示省略)内のMIP特定部位(θ1 ,s1 ,z1 )と、MIPデータメモリ部23内の最大画素値座標メモリ部25(図5では図示省略)内の最大画素値座標(x,y,z)とは、読み出し命令によってコントロール部10を介して、XCT画像特定部19によってXCT特定画像に特定される。特定されたXCT特定画像はコントロール部10を介して、XCT特定画像メモリ部32に書き込まれる。詳述すると、第1実施例のステップS7と同様に、MIP特定部位(θ1 ,s1 ,z1 )と、最大画素値座標(x,y,z)とに基づいて、限られた候補数個、あるいは1個の座標(x1 ,y1 ,z1 )に絞り込まれる。そして、絞り込まれた座標(x1 ,y1 ,z1 )をそれぞれの断面CX (y,z)とCY (z,x)とCZ (x,y)とに代入することによって、XCT特定画像であるCX (y1 ,z1 )、CY (z1 ,x1 )、及びCZ (x1 ,y1 )が特定されることになる。また、変形例としてXCT特定画像を特定する際に、上述の補正XCT断層画像とMIP特定部位(θ1 ,s1 ,z1 )及び最大画素値座標(x,y,z)以外に、ECT特定画像をも参照して、XCT特定画像を特定してもよい。その場合、ECT特定画像をも参照してXCT特定画像を特定することでステップS8の位置合わせを兼ねているので、ステップS8の位置合わせを省略することも可能である。
【0073】
(ステップS10)ECT特定画像メモリ部28内のECT特定画像と、XCT特定画像メモリ部32内のXCT特定画像とは、読み出し命令によってコントロール部10を介して、重ね合わせ部20によって重ね合わせ特定画像に重ね合わせられる。重ね合わせられた重ね合わせ特定画像はコントロール部10を介して、重ね合わせ特定画像メモリ部33に書き込まれる。重ね合わせの例として、上述したようにX線CT装置34で求められた各データは、ECT装置で求められた各データよりも正確な位置情報を有しているので、腫瘍等の微小部位以外の部分は、XCT特定画像のデータ(座標及び画素値)をそのまま参照してきて、腫瘍等の微小部位はECT特定画像のデータ(座標及び画素値)をそのまま参照して重ね合わせる手法が挙げられる。上述の重ね合わせ以外にも、重ね合わせに通常用いられる手法ならば、特に限定されない。また、この重ね合わせ特定画像が、第2実施例で最終的に求められる断層画像である。
【0074】
以上の一連の手順から、以下の様な作用・効果をもたらす。即ち、ECT撮影を行う前に予め求められたXCT投影データやXCT断層画像は、基礎投影データや基礎断層画像よりも正確な位置情報を有している。そして、ステップS8で補正された補正XCT断層画像は、基礎断層画像に基づく位置に合わせられることになる。さらに、ステップS9で特定されたXCT特定画像は、第1実施例のECT特定画像と同様に、最大画素値座標(x,y,z)及びMIP特定部位(θ1 ,s1 ,z1 )に基づいて、補正XCT断層画像から特定されることになる。また、XCT特定画像は、ECT特定画像と同様の手順を踏んで求められているので、XCT投影データやXCT断層画像は、基礎投影データや基礎断層画像よりも正確な位置情報を有しているならば、XCT特定画像もまたECT特定画像よりも正確な位置情報を有していることになる。従って、ステップS10で重ね合わされた重ね合わせ特定画像は、第1実施例で求められたECT特定画像よりも正確な位置情報を有することができる。さらに、微小部位等のデータは、ECT特定画像から参照されるので、腫瘍等でも明確に上記重ね合わせ特定画像を表示することができる。
【0075】
この発明は、上記実施形態に限られることはなく、下記のように変形実施することができる。
(1)上述した第1及び第2実施例装置では、単一のガンマ線を検出して被検体の断層画像を再構成するSPECT装置であったが、陽子(Positron)の消滅によって発生する複数本のガンマ線を検出して複数個の検出器で同時にガンマ線を検出したときのみ被検体の断層画像を再構成するPET(Positron Emission Tomography)またはPCT(Positron CT) 装置等に例示されるように、SPECT装置以外のECT装置で第1及び第2実施例装置を構成してもよい。また、第1及び第2実施例装置はECT装置以外でも、X線CT装置等に例示されるように、被検体の放射線検出信号に基づいて被検体の断層画像を求める断層画像処理装置ならば、特に限定されない。
【0076】
(2)上述した第1及び第2実施例装置では、MIP処理によって得られたMIP投影データを、本発明における第2の投影データとしたが、MIP処理以外でも、被検体の放射線検出信号に基づいて得られる第1の断層画像(基礎断層画像)と、この断層画像を投影させる投影面とを結ぶ投影線分上の1点の座標における画素値を投影値として得られる投影データならば、特に限定されない。
【0077】
(3)上述した第2実施例装置では、通信回線によってECT装置とX線CT装置とを接続して、X線CT装置で得られたXCT投影データをECT装置に送信して演算処理を行ったが、必ずしもECT装置とX線CT装置34とを分離する必要はない。例えば、図7に示すように、被検体Pまたは装置を移動させて、同じ装置内でECT撮影とX線CT撮影を切り換えて、通信回線を介することなく、同じコントロール部10内でX線CT装置34とECT装置との両データを処理するように構成してもよい。
【0078】
被検体Pを移動させる場合には、図7中の点線の被検体Pに位置する箇所に、X線CT装置34を設置する。そして、X線CT装置34用のガントリ39とX線管40とを配設して、X線管40から被検体Pに向けて照射されたX線ビームBは、X線検出器35とデータ収集手段(DAS)36とによってXCT投影データに変換される。そして、XCT投影データは通信回線を介することなく、同じコントロール部10内で位置合わせ等の処理が行われることになる。
【0079】
図7のさらなる変形例として、ECT装置用のガントリ3とX線CT装置34用のガントリ39とを1つにまとめて、ガンマカメラ2と、X線検出器35・X線管40とを切り換える手段(図示省略)を備える装置が挙げられる。上述の構成を有することによって、1つのガントリだけでECT装置とX線CT装置との両方の機能を備えることができて、装置の設置面積の軽減を図ることができる。
【0080】
(4)上述した第2実施例装置では、X線CT装置のX線検出器から検出されたX線検出信号に基づいて得られた投影データを、本発明における第3の投影データとしたが、X線CT装置以外でも、第2実施例装置に係るSPECT装置から得られた第1の投影データに相当する基礎投影データよりも正確な位置情報を有する投影データならば、どの断層画像処理装置の放射線検出信号から得られた投影データでも特に限定されない。もちろん、第1の投影データがSPECT装置以外から得られた投影データの場合でも、第3の投影データが第1の投影データよりも正確な位置情報を有するならば、特に限定されないことは言うまでもない。
【0081】
(5)上述した第1及び第2実施例装置のステップS1では、被検体Pの移動・ガンマカメラ2の回転が終了してから、基礎投影データを導出していたが、被検体Pの移動・ガンマカメラ2の回転に伴って、ガンマ線Gの検出信号を輝度位置計算部6に随時送って基礎投影データを導出してもよい。同様に、ステップS2は、ステップS1での基礎投影データの導出が終了してから、基礎断層画像を導出していたが、基礎投影データが導出されると、基礎投影データをECT再構成部11に随時送って基礎断層画像を導出してもよい。同様に、以下の手順(ステップ)でも、前のステップで各データが導出または計算されると、その結果を演算部7の具体的構成の各部分(例えば、部位特定部15等)に随時送って、直ぐに次のステップに進むような並列処理でもよい。上述のように並列処理をすることによって、演算部7等の負荷は大きくなるが、被検体の特定の部位に関する断層画像をより効率良く特定することができる。
【0082】
【発明の効果】
以上に詳述したように、請求項1の発明に係る断層画像処理装置によれば、第2の投影データは、座標特定手段によって特定された座標の画素値を投影値としているので、その座標の持っている情報は第2の投影データに反映されている。従って、第1の断層画像上の微小部位の座標を座標特定手段によって特定することにより、第2の投影データから微小部位の画素値を明確に反映することができる。また、部位特定手段の時点で、第1の断層画像は第1の画像再構成手段で既に求められているので、第2の投影データが導出されると、複数の第1の断層画像の内から断層画像を検索することなく、すぐに被検体の特定の部位に関する断層画像である第2の断層画像を特定することができる。
【0083】
請求項2の発明に係る断層画像処理装置によれば、第2の画像再構成手段によって再構成された第3の断層画像は第1の断層画像よりも正確な位置情報を有していることから、第2の断層画像と、第2の断層画像特定手段によって第3の断層画像の内から特定された第4の断層画像とを、重ね合わせ手段から重ね合わせた断層画像は、請求項1の発明で求められた断層画像よりも正確な位置情報を有することができる。
【図面の簡単な説明】
【図1】第1実施例のECT装置の要部構成を示す概略図である。
【図2】第1実施例装置に係る演算部とメモリ部との具体的構成を示したブロック図である。
【図3】撮影を開始してから、被検体の特定の部位に関する断層画像を求めるまでの手順を示した第1実施例に係るフローチャートである。
【図4】第2実施例のECT装置の要部構成を示す概略図である。
【図5】第2実施例装置に係る演算部とメモリ部との具体的構成を示したブロック図である。
【図6】撮影を開始してから、被検体の特定の部位に関する断層画像を求めるまでの手順を示した第2実施例に係るフローチャートである。
【図7】変形例でのECT装置の要部構成を示す概略図である。
【図8】MIP処理の説明に供する断層画像に対する投影モデル図である。
【符号の説明】
1 … 天板
2 … ガンマカメラ
6 … 輝度位置計算部
7 … 演算部
8 … メモリ部
10 … コントロール部
11 … ECT再構成部
12 … MIP処理部
13 … 最大画素値座標特定部
14 … MIP投影部
15 … 部位特定部
16 … ECT画像特定部
17 … XCT再構成部
18 … 位置合わせ部
19 … XCT画像特定部
20 … 重ね合わせ部
21 … 基礎投影データメモリ部
22 … 基礎断層画像メモリ部
23 … MIPデータメモリ部
24 … 最大画素値メモリ部
25 … 最大画素値座標メモリ部
26 … MIP投影データメモリ部
27 … MIP特定部位メモリ部
28 … ECT特定画像メモリ部
29 … XCT投影データメモリ部
30 … XCT断層画像メモリ部
31 … 補正XCT断層画像メモリ部
32 … XCT特定画像メモリ部
33 … 重ね合わせ特定画像メモリ部
34 … X線CT装置
35 … X線検出器
36 … データ収集手段(DAS)
P … 被検体
G … ガンマ線
B … X線ビーム
[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to a tomographic image processing apparatus for obtaining a tomographic image of a subject based on a radiation detection signal of the subject, and more particularly to a technique for obtaining a tomographic image of a specific part of the subject.
[0002]
[Prior art]
In general, an X-ray CT apparatus, an ECT (Emission CT) apparatus, etc. are well known as a tomographic image processing apparatus for obtaining a tomographic image of a subject based on a radiation detection signal of the subject.
[0003]
In the case of an ECT device, a radiopharmaceutical agent administered to a subject (for example, 133 Xe, 99 mTc, 201 TI, 67 Gamma rays emitted from Ga or the like are converted into light emission by a gamma camera equipped with a photomultiplier tube (photomultiplier or PMT). That is, the distribution of the converted light emission amount becomes two-dimensional projection data. A tomographic image of the subject can be obtained by performing reconstruction processing such as filtering and backprojection on the projection data. In particular, when the subject is a human body, when examining a specific part of the human body, such as an organ or a cancerous part, the above-mentioned radiopharmaceutical agent has a high affinity for human tissue. An ECT device that can perform functional diagnosis is useful.
[0004]
[Problems to be solved by the invention]
However, when the tomographic image processing apparatus obtains a tomographic image of a specific part of the subject, there are the following problems.
That is, it is a problem that it is difficult to obtain a tomographic image of a minute part of a subject, for example, a tomographic image of a human tumor. Next, taking the ECT device as an example, the above problem will be described in detail.
[0005]
Conventionally, when obtaining a tomographic image of a minute part such as a tumor of a human body, the obtained tomographic image of a subject is displayed on a screen, and the tomographic image is obtained based on the display result. However, in the above method, it is necessary to search and display the tomographic image until a minute part of the subject is found, which is very troublesome. In addition, since the microscopic area to be obtained is extremely small compared to the size of the organ or cancer occurrence site, not only the tomographic image obtained by the X-ray CT apparatus but also the tomographic image obtained by the ECT apparatus capable of diagnosing the function of the subject. However, there are cases where a minute part itself on a tomographic image is overlooked. Therefore, a method is known in which the tomographic image is specified after the tomographic image is projected to the maximum value (MIP [Maximum Intensity Projection]).
[0006]
First, maximum value projection (hereinafter abbreviated as “MIP” where appropriate) will be described. When a three-dimensional tomographic image 51 as shown in FIG. 8A is projected onto a projection plane 52 that is the s-axis, a line 53 connecting the tomographic image 51 and the projection plane 52 (hereinafter referred to as “projection line 53 as appropriate”). Is orthogonal to the projection plane 52. Here, the angle θ is an angle formed by the x-axis and the projection line 53 in the figure, as shown in FIG. The z axis in the figure is the direction perpendicular to the paper surface. Normal projection data is obtained by integration of pixel values on the projection line 53 passing through the tomographic image 51, so-called integral projection. As shown in FIG. 8B, the projection data obtained by the MIP process is obtained by sequentially assigning each pixel value on the projection line 53 passing through the tomographic image 51 to a. 1 , A 2 , A Three , ..., a N-1 , A N As the projection value b of the projection data. That is, each pixel value a N And the projection value b are expressed by an equation: b = max (a 1 , A 2 , A Three , ..., a N-1 , A N ) A tomographic image of the subject is projected by the MIP processing described above. Then, since a tumor or the like has a high pixel value, a minute part such as a tumor can be clearly displayed from the projection data projected by the MIP process.
[0007]
However, even if the minute part can be identified from the projection data projected by the MIP process, the exact position of the minute part cannot be obtained from the projection data. Therefore, eventually, even if projection data is obtained by MIP processing, a tomographic image must be searched to obtain an accurate position of a minute part. In addition to the MIP process, a projection method in which a pixel value at one point on a tomographic image or a line segment connecting the subject and the projection plane is specified and projected (for example, a method using a minimum value of pixels as a projection value, etc.) ) Is the same. That is, although the minute part can be clearly displayed from the projection data projected by the above projection method, the tomographic image must be searched again because the exact position of the minute part is not known.
[0008]
This invention is made in view of said situation, and makes it a subject to specify the tomographic image regarding the specific site | part of a subject efficiently.
[0009]
[Means for Solving the Problems]
In order to achieve the above object, the present invention has the following configuration. That is, the tomographic image processing apparatus according to the first aspect of the present invention is a tomographic image processing apparatus that reconstructs projection data obtained based on a radiation detection signal from a subject and obtains a tomographic image of the subject. (A) first projection data deriving means for deriving first projection data based on a radiation detection signal from the subject; and (b) first projection derived by the first projection data deriving means. A first image reconstruction means for reconstructing a three-dimensional first tomographic image from data; (c) a first tomographic image reconstructed from the first image reconstruction means; Coordinate specifying means for specifying the coordinates of one point on the projection line connecting the projection plane to be projected for each projection line; and (d) pixel values of the coordinates specified by the coordinate specifying means as projection values. Second projection data derivation for deriving second projection data A stage specifying means for specifying a part on the second projection data derived by the second projection data deriving means; and (f) second projection data specified by the part specifying means. First tomographic image specifying means for specifying a two-dimensional second tomographic image from the first tomographic image based on the upper part and the coordinates on the projection line segment; (G) third projection data deriving means for deriving third projection data that is the same subject and has more accurate positional information than the first projection data based on another radiation detection signal; h) a second image for reconstructing a three-dimensional third tomographic image having position information more accurate than the first tomographic image from the third projection data derived by the third projection data deriving means. Realignment means, and (i) alignment for aligning the third tomographic image based on the third tomographic image reconstructed from the second image reconstructing means and the first tomographic image. (J) based on the part on the second projection data and the coordinates on the projection line segment, the second tomographic image is selected from the third tomographic images aligned by the alignment unit. Second tomographic image specifying means for specifying four tomographic images; It is characterized by providing.
[0010]
A tomographic image processing apparatus according to a second aspect of the present invention is the tomographic image processing apparatus according to the first aspect. , ( k) A superimposing unit that superimposes the second tomographic image specified by the first tomographic image specifying unit and the fourth tomographic image specified by the second tomographic image specifying unit. Features.
[0011]
[Action]
The operation of the first aspect of the invention will be described.
First projection data is derived from the radiation detection signal of the subject by the first projection data deriving means, and a three-dimensional first tomographic image is reconstructed from the first projection data by the first image reconstruction means. Is done. Then, the coordinates of one point on the projection line segment connecting the first tomographic image and the projection plane on which the tomographic image is projected are specified for each projection line by the coordinate specifying means. From the coordinates on the line segment for each specified projection line, the second projection data deriving means projects data having the pixel value of each coordinate as a projection value on the projection plane. Further, data in which the pixel value of each coordinate is a projection value corresponds to second projection data. Since the second projection data uses the pixel value of the coordinates specified by the coordinate specifying means as the projection value, the information held by the coordinates is reflected in the second projection data.
[0012]
Further, the part on the second projection data is specified by the part specifying means from the second projection data. The coordinates on the projection line segment are further narrowed down from the identified part on the second projection data and the coordinates on the projection line segment. The projection line further narrowed down by the first tomographic image specifying means based on the specified part on the second projection data and the coordinates on the projection line segment, that is, the part on the second projection data. A two-dimensional second tomographic image is identified from the three-dimensional first tomographic image based on the minute coordinates. Since the first tomographic image has already been obtained at this point, when the second projection data is derived, the second tomographic image is immediately retrieved without searching for the tomographic image from the plurality of first tomographic images. The tomographic image is identified.
[0013]
In addition, the same Third projection data is derived by the third projection data deriving means from another radiation detection signal of the subject, and a third tomographic image is reconstructed by the second image reconstruction means from the third projection data. Is done. Since the third projection data has more accurate position information than the first projection data, the third tomographic image also has more accurate position information than the first tomographic image. Then, the third tomographic image is aligned with the position based on the first tomographic image by the alignment means.
[0014]
Further, the projection further narrowed down by the second tomographic image specifying means based on the specified part on the second projection data and the coordinates on the projection line segment, that is, by the part on the second projection data. Based on the coordinates on the line segment, a fourth tomographic image is identified from among the third tomographic images. Since the third tomographic image has more accurate position information than the first tomographic image, and the third tomographic image is aligned with the position based on the first tomographic image by the alignment means. The fourth tomographic image also has more accurate position information than the second tomographic image. And According to invention of Claim 2, The tomographic image obtained by superimposing the second tomographic image and the fourth tomographic image by the superimposing means has more accurate position information than the tomographic image obtained in the invention of claim 1.
[0015]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
[First embodiment]
Hereinafter, a first embodiment of a tomographic image processing apparatus according to the present invention will be described in detail with reference to the drawings. FIG. 1 is a schematic diagram showing the main configuration of the ECT device according to the first embodiment of the present invention. FIG. 2 is a block diagram specifically showing the inside of the calculation unit 7 and the memory unit 8.
[0016]
Hereinafter, a SPECT (Single Photon Emission CT) apparatus that reconstructs a tomographic image of a subject by detecting a single gamma ray will be taken as an example, and the ECT apparatus of the first embodiment (hereinafter referred to as “first embodiment apparatus” as appropriate). ”Will be described. As shown in FIG. 1, the first embodiment apparatus includes a top board 1 on which a subject P is placed, two gamma cameras 2, a gantry 3 provided with two gamma cameras 2, and a top board 1. A top plate moving mechanism 4 for moving and a gantry rotating mechanism 5 for rotating the gantry 3 are provided.
[0017]
The top plate 1 is moved by the top plate moving mechanism 4 in the horizontal direction (X-axis direction in FIG. 1), the vertical direction (Y-axis direction in FIG. 1), and the body axis of the subject P with the subject P placed thereon. It is configured to move in the direction (Z-axis direction in FIG. 1, ie, the direction perpendicular to the paper surface).
[0018]
The two gamma cameras 2 are arranged in such a manner that the respective gamma cameras 2 face each other with the subject P and the top 1 sandwiched therebetween. Then, in conjunction with the rotation of the gantry 3 by the gantry rotation mechanism 5, the gamma camera 2 rotates in the direction of the arrow RA around the subject P and the top board 1 while facing each other. That is, the gamma rays G incident from the subject P toward the gamma camera 2 by the rotation of the gamma camera 2 are respectively detected.
[0019]
The gamma camera 2 also detects a gamma ray G emitted from the subject P and converts it into a gamma ray detection signal, a collimator that cuts the scattered gamma ray G, a scintillator that converts the gamma ray detection signal into light, and And a photomultiplier tube (photomultiplier or PMT) (each mechanism constituting the gamma camera 2 is not shown). The gamma ray G emitted from the subject P is converted into a light emission amount by a gamma camera, and the distribution of the converted light emission amount becomes two-dimensional projection data.
[0020]
Further, in the first embodiment apparatus, two gamma cameras 2 are provided so that all projection data of the subject P can be obtained only by half rotation around the subject P. However, one rotation around the subject P is performed. If all the projection data of the subject P is obtained, only one gamma camera 2 may be provided, or three or more gamma cameras 2 may be provided.
[0021]
In addition to the above-described configuration, the first embodiment apparatus, as shown in FIG. A memory unit 8 that stores projection data and data such as tomographic images, a screen display unit 9 that displays the data on a monitor, and a control unit 10 that controls the operation and control of the first embodiment apparatus.
[0022]
The luminance position calculation unit 6 calculates the light emission amount converted from the gamma ray G by the gamma camera 2 as the size of the luminance signal. On the other hand, the position of the generation source of the gamma ray G is calculated from the light emission amount as position information. In this way, each time the gamma ray G enters the gamma camera 2, the magnitude of the luminance signal and the position information are calculated, and two-dimensional projection data is derived from the magnitude of the luminance signal and the position information. ing. Since the two-dimensional projection data obtained from the luminance position calculation unit 6 is data that is the basis of other projection data of the present invention, the two-dimensional projection data will be defined as basic projection data hereinafter. The basic projection data corresponds to the first projection data in the present invention, and the luminance position calculation unit 6 corresponds to the first projection data deriving unit in the present invention.
[0023]
The control unit 10 includes an input operation device such as a keyboard (operating console) and a mouse (pointing device) (not shown). Then, the control unit 10 operates the top plate moving mechanism 4 and the gantry rotating mechanism 5 for operating the top plate 1 and the gantry 2, writes (stores) in the memory unit 8, reads from the memory unit 8, and The operation and control of the first embodiment apparatus such as display of a monitor by the screen display unit 9 is performed based on an input operation from the input operation apparatus or automatically. In addition, the control unit 10 is characterized by the first embodiment, such as calculation of the maximum pixel value described later, specification of the maximum pixel value coordinate, derivation of MIP projection data, specification of the MIP specific part, and specification of the ECT specific image. The operation of a general procedure is also performed.
[0024]
Next, the inside of the calculation unit 7 and the memory unit 8 which are characteristic parts of the first embodiment will be described in detail with reference to FIG.
[0025]
First, a specific configuration of the calculation unit 7 will be described. The calculation unit 7 includes a CPU or the like, and includes an ECT reconstruction unit 11, an MIP processing unit 12, a part specifying unit 15, and an ECT image specifying unit 16, as shown in FIG. Further, the MIP processing unit 12 includes a maximum pixel value coordinate specifying unit 13 and a MIP projecting unit 14.
[0026]
The ECT reconstruction unit 11 has a function of reconstructing a basic tomographic image based on basic projection data read from a basic projection data memory unit 21 described later, that is, based on basic projection data calculated from the luminance position calculation unit 6. I have. This basic tomographic image corresponds to the first tomographic image in the present invention, and this ECT reconstruction unit 11 corresponds to the first image reconstruction means in the present invention.
[0027]
The MIP processing unit 12 projects the maximum value on a basic tomographic image read from a basic tomographic image memory unit 22 described later, that is, a basic tomographic image reconstructed from the ECT reconstruction unit 11, that is, MIP processing. To obtain a maximum pixel value, MIP projection data, and the like. Next, the maximum pixel value coordinate specifying unit 13 and the MIP projecting unit 14 which are specific configurations of the MIP processing unit 12 will be described.
[0028]
The maximum pixel value coordinate specifying unit 13 abbreviates the maximum value of each pixel value on the projection line segment connecting the basic tomographic image and the projection plane on which the basic tomographic image is projected (hereinafter, abbreviated as “maximum pixel value” as appropriate). ) And the coordinates of the maximum pixel value (hereinafter abbreviated as “maximum pixel value coordinates” as appropriate) are specified for each projection line. The maximum pixel value coordinate corresponds to “the coordinate of one point on the projection line segment connecting the first tomographic image and the projection plane on which the tomographic image is projected” in the present invention, and specifies the maximum pixel value coordinate. The unit 13 corresponds to coordinate specifying means in the present invention.
[0029]
The MIP projection unit 14 uses the maximum pixel value read from the maximum pixel value memory unit 24, which will be described later, that is, data having the maximum pixel value for each projection line specified from the maximum pixel value coordinate specifying unit 13 as a projection value. Is projected onto the projection plane. That is, the MIP projection unit 14 has a function of performing MIP processing on the basic tomographic image and deriving projection data by the MIP processing (hereinafter abbreviated as “MIP projection data” as appropriate). The MIP projection data corresponds to the second projection data in the present invention, and the MIP projection unit 14 corresponds to the second projection data derivation means in the present invention. Here, it returns to description of the specific structure of the calculating part 7 again.
[0030]
The part specifying unit 15 has a function of specifying the part on the MIP projection data read from the MIP projection data memory unit 26 described later, that is, the part on the MIP projection data projected from the MIP projection unit 14. Specifically, in the first embodiment apparatus, the part specifying unit 15 is configured so that the maximum value of the pixel value on the MIP projection data is automatically extracted as the MIP specifying part. As a modification, the MIP projection data is displayed on the monitor by the screen display unit 9 via the control unit 10 and the MIP specific part is obtained based on the input operation of the operator (operator) from the input operation device such as a mouse. Moreover, the site | part specific part 15 may be comprised. In that case, the part specifying unit 15 is configured outside the calculation unit 7. This MIP specifying part corresponds to “part on the second projection data” in the present invention, and this part specifying unit 15 corresponds to the part specifying means in the present invention.
[0031]
The ECT image specifying unit 16 is based on the MIP specific part read from the MIP specific part memory part 27 described later and the maximum pixel value coordinate read from the maximum pixel value coordinate memory part 25 described later. A function for specifying an ECT-specific image from among the images is provided. The MIP specific part read from the MIP specific part memory unit 27 is the MIP specific part specified from the part specifying unit 15, and is the maximum read from the maximum pixel value coordinate memory unit 25. The pixel value coordinate is the maximum pixel value coordinate specified by the maximum pixel value coordinate specifying unit 13. The ECT specifying image corresponds to the second tomographic image in the present invention, and the ECT image specifying unit 16 corresponds to the first tomographic image specifying means in the present invention.
[0032]
Next, a specific configuration of the memory unit 8 will be described. The memory unit 8 includes a storage device such as a RAM and a ROM. As shown in FIG. 2, the basic projection data memory unit 21, the basic tomographic image memory unit 22, the MIP data memory unit 23, and the ECT specification And an image memory unit 28. Further, the MIP data memory unit 23 includes a maximum pixel value memory unit 24, a maximum pixel value coordinate memory unit 25, an MIP projection data memory unit 26, and an MIP specific part memory unit 27.
[0033]
The basic projection data memory unit 21 is written with the basic projection data calculated from the luminance position calculation unit 6 via the control unit 10 and is based on an input operation of an operator (operator) from the input operation device or is incorporated in the device. It has a read / write function that is read by a read command (READ command) based on the program. The read basic projection data is reconstructed into a basic tomographic image by the ECT reconstruction unit 11 via the control unit 10 or displayed on the monitor by the screen display unit 9.
[0034]
The basic tomographic image memory unit 22 has a readable / writable function in which the basic tomographic image reconstructed from the ECT reconstructing unit 11 is written via the control unit 10 and read by a read command. Note that the read basic tomographic image becomes the maximum pixel value or the maximum pixel value coordinate by the maximum pixel value coordinate specifying unit 13 in the MIP processing unit 12 via the control unit 10, or the MIP in the MIP processing unit 12. The image is projected onto MIP projection data by the projection unit 14, specified as an ECT specific image by the ECT image specifying unit 16, or displayed on a monitor by the screen display unit 9.
[0035]
The MIP data memory unit 23 has a readable / writable function in which the maximum pixel value, MIP projection data, and the like subjected to MIP processing by the MIP processing unit 12 are written via the control unit 10 and read by a read command. Yes. The read data is specified as a MIP specific part by the part specifying part 15 via the control unit 10, specified as an ECT specific image by the ECT image specifying part 16, or displayed on the monitor by the screen display part 9. Each is displayed. Subsequently, with respect to the maximum pixel value memory unit 24, the maximum pixel value coordinate memory unit 25, the MIP projection data memory unit 26, and the MIP specific part memory unit 27, which are specific configurations of the MIP data memory unit 23, the specific data of each of the above data It will be explained with the flow of the general procedure.
[0036]
The maximum pixel value memory unit 24 has a readable / writable function in which the maximum pixel value calculated by the maximum pixel value coordinate specifying unit 13 is written via the control unit 10 and read by a read command. The read maximum pixel value is projected on the MIP projection data by the MIP projection unit 14 via the control unit 10 or displayed on the monitor by the screen display unit 9.
[0037]
The maximum pixel value coordinate memory unit 25 has a readable / writable function in which the maximum pixel value coordinate specified by the maximum pixel value coordinate specifying unit 13 is written via the control unit 10 and read by a read command. The read maximum pixel value coordinate is specified as an ECT specific image by the ECT image specifying unit 16 via the control unit 10 or displayed on a monitor by the screen display unit 9.
[0038]
The MIP projection data memory unit 26 has a readable / writable function in which the MIP projection data projected by the MIP projection unit 14 is written via the control unit 10 and read by a read command. The read MIP projection data is specified as a MIP specific site by the site specifying unit 15 via the control unit 10 or displayed on a monitor by the screen display unit 9.
[0039]
The MIP specific part memory unit 27 has a readable / writable function in which the MIP specific part specified by the part specifying unit 15 is written via the control unit 10 and read by a read command. Note that the read MIP specific portion is specified as an ECT specific image by the ECT image specifying unit 16 via the control unit 10 or displayed on a monitor by the screen display unit 9. Here, the description will return to the specific configuration of the memory unit 8 again.
[0040]
The ECT specific image memory unit 28 has a readable / writable function in which the ECT specific image specified by the ECT image specifying unit 16 is written via the control unit 10 and read by a read command. The read ECT specific image is displayed on the monitor by the screen display unit 9 via the control unit 10. This ECT specific image is a tomographic image finally obtained in the first embodiment.
[0041]
Next, a series of procedures according to the first embodiment from the start of imaging until obtaining a tomographic image relating to a specific part of the subject will be described with reference to the flowchart of FIG.
[0042]
(Step S1) Radiopharmaceutical agent (for example, 133 Xe, 99 mTc, 201 TI, 67 Ga or the like) is administered to the subject P, and the subject P is placed on the top board 1. By operating the top plate moving mechanism 4 and the gantry rotating mechanism 5, the gamma camera 2 is rotated around the subject P in the direction of the arrow RA while moving the subject P in the direction of the body axis Z. By the movement of the subject P and the rotation of the gamma camera 2 described above, the gamma ray G released from the radiopharmaceutical agent administered to the subject is detected. The detection signal of the gamma ray G is converted into basic projection data by the luminance position calculation unit 6. In addition, since the first embodiment apparatus is provided with two gamma cameras 2, basic projection data from all directions can be obtained by only a half rotation around the subject P. The derived basic projection data is written into the basic projection data memory unit 21 via the control unit 10.
[0043]
(Step S2) The basic projection data in the basic projection data memory unit 21 is reconstructed into a three-dimensional basic tomographic image by the ECT reconstructing unit 11 via the control unit 10 by a read command. Since the basic tomographic image is reconstructed from the basic projection data from all directions, the basic tomographic image is obtained in the basic tomographic image memory unit 22 by obtaining a tomographic image with respect to the cross section in any direction. Note that the finally obtained ECT specific image does not require a basic tomographic image with respect to cross sections in all directions, but only a two-dimensional basic tomographic image with respect to cross sections in three directions. Therefore, in the first embodiment, the basic tomographic images for the cross sections in the three directions are displayed in the horizontal direction (X-axis direction in FIG. 1), the vertical direction (Y-axis direction in FIG. 1), and the body axis direction of the subject P. The cross section is in three directions (Z-axis direction in FIG. 1). A cross section perpendicular to the X axis (YZ plane), a cross section perpendicular to the Y axis (ZX plane), and a cross section perpendicular to the Z axis (XY plane) are respectively represented by “E X (Y, z) "and" E Y (Z, x) "and" E Z As (x, y) ", the ECT specific image is specified (step S7). In the first embodiment, the above-described three directions are XYZ directions of the horizontal direction, the vertical direction of the embodiment apparatus, and the body axis direction of the subject P. Of course, directions other than XYZ may be used.
[0044]
(Step S3) The basic tomographic image in the basic tomographic image memory unit 22 is first calculated to the maximum pixel value by the maximum pixel value coordinate specifying unit 13 through the control unit 10 by a read command. More specifically, a three-dimensional basic tomographic image is projected onto a projection plane that is the s axis. At this time, as described in the description of the MIP processing in “Problem”, the projection line connecting the basic tomographic image and the s axis that is the projection plane on which the basic tomographic image is projected is orthogonal to the s axis and X It has an angle θ with respect to the axis. The maximum value of each pixel value on the projection line passing through the basic tomographic image becomes the maximum pixel value. Similarly, on the XY plane, each maximum pixel value on the projection line passing through the basic tomographic image is calculated while changing s of the s-axis and the angle θ. When the above-described series of procedures is completed, the maximum pixel value on the projection line is calculated while changing the position of the Z-axis and changing the s-axis and the angle θ in the same manner. The calculated maximum pixel value is written into the maximum pixel value memory unit 24 via the control unit 10. In the first embodiment, the basic tomographic image is projected while changing the s axis and the angle θ on the XY plane, and the basic tomographic image is projected by changing the position of the Z axis. The basic tomographic image may be projected while changing the s axis and the angle θ, and the basic tomographic image may be projected by changing the position of the X axis, or the s axis and the angle θ may be changed on the ZX plane. However, the basic tomographic image may be projected and the Y-axis position may be changed to project the basic tomographic image, and the projection direction is not particularly limited.
[0045]
(Step S4) Further, the coordinates (x, y, z) of XYZ of the maximum pixel value calculated in Step S3 are obtained. That is, the maximum pixel value coordinate is specified by the maximum pixel value. The coordinates (x, y, z) can also be expressed by (θ, s, z). Therefore, each coordinate (x, y, z) is expressed by a function of θ, s, z, x is x (θ, s, z), y is y (θ, s, z), z Is z (θ, s, z). The specified maximum pixel value coordinate is written into the maximum pixel value coordinate memory unit 25 via the control unit 10.
[0046]
(Step S5) The basic tomographic image in the basic tomographic image memory unit 22 and the maximum pixel value in the maximum pixel value memory unit 24 are converted into MIP projection data by the MIP projection unit 14 via the control unit 10 by a read command. Projected. More specifically, MIP projection data having each maximum pixel value calculated in step S3 as a projection value is derived. This MIP projection data is represented by M (θ, s, z) as a function of θ, s, z. The MIP projection data M (θ, s, z) is written into the MIP projection data memory unit 26 via the control unit 10.
[0047]
(Step S6) The MIP projection data M (θ, s, z) in the MIP projection data memory unit 26 is read out via the control unit 10 by the read command, and the MIP specific part (θ 1 , S 1 , Z 1 ). More specifically, the maximum pixel value on the MIP projection data M (θ, s, z) is the MIP specific part (θ 1 , S 1 , Z 1 ) Automatically extracted. Further, as described in the description of the part specifying unit 15, as a modified example, the MIP projection data M (θ, s, z) projected in step S5 is displayed on the monitor by the screen display unit 9, and an input such as a mouse is performed. Based on the input operation of the operator (operator) from the operating device, the MIP specific part (θ 1 , S 1 , Z 1 ) May be requested. The identified MIP specific site (θ 1 , S 1 , Z 1 ) Is written into the MIP specific part memory unit 27 via the control unit 10.
[0048]
(Step S7) The basic tomographic image in the basic tomographic image memory unit 22 and the MIP specific part (θ in the MIP specific part memory part 27) 1 , S 1 , Z 1 ) And the maximum pixel value coordinate (x, y, z) in the maximum pixel value coordinate memory unit 25 are specified as an ECT specific image by the ECT image specifying unit 16 via the control unit 10 by a read command. Specifically, the MIP specific site (θ 1 , S 1 , Z 1 ) And the maximum pixel value coordinates (x, y, z), the ECT specific image is specified from the basic tomographic image. That is, the MIP specific part (θ 1 , S 1 , Z 1 ), X (θ which is a function of θ, s, z 1 , S 1 , Z 1 ), Y (θ 1 , S 1 , Z 1 ) And z (θ 1 , S 1 , Z 1 ) Is narrowed down and a plurality of maximum pixel value coordinates (x, y, z) are limited to a limited number of candidates, or one coordinate (x 1 , Y 1 , Z 1 ) (= (X (θ 1 , S 1 , Z 1 ), Y (θ 1 , S 1 , Z 1 ), Z (θ 1 , S 1 , Z 1 ))). The refined coordinates (x 1 , Y 1 , Z 1 ) For each section E X (Y, z) and E Y (Z, x) and E Z By substituting for (x, y), E that is an ECT-specific image X (Y 1 , Z 1 ), E Y (Z 1 , X 1 ) And E Z (X 1 , Y 1 ) Will be specified. The specified ECT specific image is written into the ECT specific image memory unit 28 via the control unit 10. This ECT specific image is a tomographic image finally obtained in the first embodiment. Each section E of ECT specific image X (Y 1 , Z 1 ), E Y (Z 1 , X 1 ) And E Z (X 1 , Y 1 ) On the monitor by the screen display unit 9, the operator (operator) immediately specifies the ECT specific image relating to the specific part of the subject P without searching for a plurality of basic tomographic images. Furthermore, even when a specific part is a minute part, for example, a tumor or the like, they can be clearly displayed.
[0049]
From the above series of procedures, the following actions and effects are brought about. That is, the MIP projection data M (θ, s, z) is projected by performing a series of MIP processing from step S3 to S5 on the basic tomographic image reconstructed in step S2. The MIP projection data M (θ, s, z) has a maximum pixel value as a projection value, and a tumor or the like has a high pixel value. Therefore, even a minute part such as a tumor easily corresponds to a minute part from the MIP projection data. Can be judged. In step S6, the MIP specific portion (θ is obtained from the MIP projection data M (θ, s, z). 1 , S 1 , Z 1 ) Is identified. Further, even when searching for an ECT specific image which is a finally obtained tomographic image in order to obtain an accurate position of a minute part, a basic tomographic image has already been obtained at this point (step S7). Therefore, as described above, the MIP projection data M (θ, s, z) is derived and the MIP specific part (θ 1 , S 1 , Z 1 ) Is specified, the maximum pixel value coordinates (x, y, z) and the MIP specific part (θ 1 , S 1 , Z 1 ), It is possible to immediately specify an ECT tomographic image that is a tomographic image relating to a specific part of the subject P without searching for a plurality of basic tomographic images.
[0050]
[Second Embodiment]
Next, a second embodiment will be described with reference to the drawings. FIG. 4 is a schematic diagram showing a main configuration of an ECT device according to the second embodiment (hereinafter abbreviated as “second embodiment device” where appropriate). FIG. 5 is a block diagram specifically showing the inside of the calculation unit 7 and the memory unit 8 according to the second embodiment. In addition, about the location which is common in 1st Example, the same code | symbol is attached | subjected and description of the location is abbreviate | omitted.
[0051]
As shown in FIG. 4, the ECT device according to the second embodiment includes a top plate 1, a gamma camera 2, a gantry 3, a top plate moving mechanism 4, a gantry rotating mechanism 5, and a luminance position calculating unit 6 similar to those in the first embodiment. , An arithmetic unit 7, a memory unit 8, a screen display unit 9, and a control unit 10.
[0052]
In addition to the above-described configuration, the second embodiment apparatus has the following configuration so that the X-ray CT apparatus 34 and the ECT apparatus can be linked to each other as shown in FIG. That is, the X-ray CT apparatus 34 is provided with an X-ray CT top plate, an X-ray tube (not shown), an X-ray detector 35, a data acquisition means (DAS) 36, and an X-ray CT. A control unit 37 is provided. The ECT device and the X-ray CT device 34 are connected to each other by a communication line 38 represented by a signal line, an interface, a cable, and the like. The subject P imaged by the X-ray CT apparatus 34 is the same as the object P imaged by the ECT apparatus because the XCT tomography described later is aligned based on the basic tomographic image in the ECT apparatus. .
[0053]
By having the above-described configuration, each data such as a tomographic image and projection data captured by the X-ray CT apparatus 34, and each of a basic tomographic image, basic projection data, MIP projection data, and ECT tomographic image in the ECT apparatus. Data can be transmitted to and received from each other via the communication line 38.
[0054]
In detail along the characteristic part of the second embodiment, the X-ray CT apparatus 34 irradiates the subject P with the X-ray beam B from the X-ray tube. The X-ray beam B transmitted through the subject P is detected by the X-ray detector 35 and becomes an X-ray detection signal. The X-ray detection signal is converted to X-ray transmission data by the data acquisition means (DAS) 36. This X-ray transmission data is projection data of the X-ray beam B onto the subject P. Hereinafter, the projection data for the subject P obtained by the data collection means (DAS) 36 is defined as XCT projection data in distinction from the data related to the ECT apparatus. The XCT projection data is stored in a memory unit (not shown) in the X-ray CT apparatus 34, but is transmitted as needed to the control unit 10 in the ECT apparatus. The XCT projection data corresponds to the third projection data in the present invention, and the data collection means (DAS) 36 corresponds to the third projection data derivation means in the present invention.
[0055]
Further, since the XCT projection data is data obtained from the X-ray CT apparatus 34, the XCT projection data has more accurate position information than the basic projection data obtained from the ECT apparatus.
[0056]
Further, in order to more efficiently identify a tomographic image relating to a specific part of the subject, it is preferable to image the subject P in advance with the X-ray CT apparatus 34 before performing the ECT imaging in step S1.
[0057]
Next, the inside of the calculation unit 7 and the memory unit 8 which are characteristic parts of the second embodiment will be described in detail with reference to FIG.
[0058]
First, a specific configuration of the calculation unit 7 will be described. The same ECT reconstruction unit 11, MIP processing unit 12, part specifying unit 15, and ECT image specifying unit 16 as in the first embodiment (the maximum pixel value coordinate specifying unit 13 in the MIP processing unit 12, the MIP (Omitted from the projection unit 14). In addition to the above-described configuration, the calculation unit 7 of the second embodiment apparatus includes an XCT reconstruction unit 17, an alignment unit 18, an XCT image specifying unit 19, and a superposition unit 20, as shown in FIG. I have.
[0059]
The XCT reconstruction unit 17 is derived by the XCT projection data read from the XCT projection data memory unit 29 described later, that is, derived by the data collection means (DAS) 36, and the ECT device via the communication line 38 in FIG. A function of reconstructing an XCT tomographic image based on XCT projection data transmitted to the internal control unit 10 is provided. Further, since the XCT projection data has more accurate position information than the basic projection data, the XCT tomographic image also has more accurate position information than the basic tomographic image. The XCT tomographic image corresponds to the third tomographic image in the present invention, and the XCT reconstruction unit 17 corresponds to the second image reconstruction unit in the present invention.
[0060]
The alignment unit 18 aligns the XCT tomographic image based on the basic tomographic image read from the basic tomographic image memory unit 22 and the XCT tomographic image read from the XCT tomographic image memory unit 30 described later. Has the ability to do. The XCT tomographic image read from the XCT tomographic image memory unit 30 is an XCT tomographic image reconstructed from the XCT reconstruction unit 17. Further, an XCT tomographic image corrected by the alignment of the XCT tomographic image is defined as a corrected XCT tomographic image. The corrected XCT tomographic image corresponds to the “third tomographic image on which alignment has been performed” in the present invention, and the alignment unit 18 corresponds to the alignment means in the present invention.
[0061]
The XCT image specifying unit 19 includes an MIP specifying part read from the MIP specifying part memory part 27 (not shown in FIG. 5) in the MIP data memory part 23, and a maximum pixel value coordinate memory part in the MIP data memory part 23. 25 (not shown in FIG. 5) and a function for specifying an XCT specific image from the maximum pixel value coordinates read from a corrected XCT tomographic image memory unit 31 described later. Yes. The corrected XCT tomographic image read from the corrected XCT tomographic image memory unit 31 is a corrected XCT tomographic image corrected by the alignment unit 18. The XCT specific image corresponds to the fourth tomographic image in the present invention, and the XCT image specifying unit 19 corresponds to the second tomographic image specifying means in the present invention.
[0062]
The superposition unit 20 has a function of superimposing an ECT specific image read from the ECT specific image memory unit 28 and an XCT specific image read from an XCT specific image memory unit 32 described later. The XCT specific image read from the XCT specific image memory unit 32 is an XCT specific image specified from the XCT image specifying unit 19. An image formed by superimposing the ECT specific image and the XCT specific image is defined as the superimposed specific image. This overlay specific image is a tomographic image finally obtained in the second embodiment, and the overlay unit 20 corresponds to the overlay means in the present invention.
[0063]
Next, a specific configuration of the memory unit 8 will be described. A basic projection data memory unit 21, a basic tomographic image memory unit 22, a MIP data memory unit 23, and an ECT specific image memory unit 28 similar to those in the first embodiment are provided (the maximum pixel value in the MIP data memory unit 23). The memory unit 24, the maximum pixel value coordinate memory unit 25, the MIP projection data memory unit 26, and the MIP specific part memory unit 27 are omitted). In addition to the configuration described above, the memory unit 8 of the second embodiment apparatus includes an XCT projection data memory unit 29, an XCT tomographic image memory unit 30, a corrected XCT tomographic image memory unit 31, and an XCT as shown in FIG. A specific image memory unit 32 and an overlay specific image memory unit 33 are provided.
[0064]
In the XCT projection data memory unit 29, the XCT projection data derived by the data collecting means (DAS) 36 is written via the communication line 38 and the control unit 10 in FIG. It has a function. The read XCT projection data is reconstructed into an XCT tomographic image by the XCT reconstruction unit 17 via the control unit 10 or displayed on a monitor by the screen display unit 9.
[0065]
The XCT tomographic image memory unit 30 has a readable / writable function in which the XCT tomographic image reconstructed from the XCT reconstructing unit 17 is written via the control unit 10 and read by a read command. The read XCT tomographic image is corrected to a corrected XCT tomographic image by the alignment unit 18 via the control unit 10 or displayed on the monitor by the screen display unit 9.
[0066]
The corrected XCT tomographic image memory unit 31 has a readable / writable function in which the corrected XCT tomographic image corrected from the alignment unit 18 is written via the control unit 10 and read by a read command. The read corrected XCT tomographic image is specified as an XCT specific image by the XCT image specifying unit 19 via the control unit 10 or displayed on a monitor by the screen display unit 9.
[0067]
The XCT specific image memory unit 32 has a readable / writable function in which the XCT specific image specified from the XCT image specifying unit 19 is written via the control unit 10 and read by a read command. The read XCT specific image is superimposed on the superimposed specific image by the superimposing unit 20 via the control unit 10 or displayed on the monitor by the screen display unit 9.
[0068]
The overlay specific image memory unit 33 has a readable / writable function in which the overlay specific image superimposed from the overlay unit 20 is written via the control unit 10 and read by a read command. The read overlapping specific image is displayed on the monitor by the screen display unit 9 via the control unit 10. Further, as described in the explanation of the superposition unit 20, this superposition specific image is a tomographic image finally obtained in the second embodiment.
[0069]
Next, a series of procedures according to the second embodiment from the start of imaging until obtaining a tomographic image relating to a specific part of the subject will be described with reference to the flowchart of FIG. Further, before performing the ECT imaging in step S1, the subject P is imaged by the X-ray CT apparatus 34, XCT projection data is derived by the X-ray detector 35 and the data acquisition means (DAS) 36, and further A series of procedures from transmitting the XCT projection data to the control unit 10 in the ECT apparatus via the communication line 38 and reconstructing the XCT projection data from the XCT projection data into a three-dimensional XCT tomographic image by the XCT reconstruction unit 17 has already been performed. Assume that it has finished.
[0070]
(Steps S1 to S7) Since a series of procedures from derivation of basic projection data to identification of an ECT specific image is the same as the procedure of the first embodiment, description thereof is omitted. In addition, it is not necessary to perform the procedure after step S8 after step S1-S7, The procedure by which step S1-S7 and step S8 and after are performed by a parallel process may be sufficient.
[0071]
(Step S8) The basic tomographic image in the basic tomographic image memory unit 22 and the XCT tomographic image in the XCT tomographic image memory unit 30 are three-dimensionally corrected by the alignment unit 18 through the control unit 10 by a read command. It is corrected to an XCT tomographic image. The corrected XCT tomographic image corrected is written into the corrected XCT tomographic image memory unit 31 via the control unit 10. More specifically, the coordinate system of the XCT tomographic image is calibrated to the coordinate system of the basic tomographic image, and the XCT tomographic image is aligned and corrected in accordance with the calibrated coordinate system. Similar to the first embodiment, the XCT specific image and the finally obtained overlay specific image do not require corrected XCT tomographic images for cross sections in all directions, but only two-dimensional corrected XCT tomographic images for cross sections in three directions. It's okay. Although there are no particular limitations on the three directions, the XCT specific image is specified from the corrected XCT tomographic image later, and the XCT specific image and the ECT specific image are overlapped to obtain a superimposed specific image. A cross-section in three directions is preferable. In this case, since the ECT specifying image or the like is a cross section in three directions of X axis, Y axis, and Z axis, the corrected XCT tomographic image is also specified in a cross section in three directions of X axis, Y axis, and Z axis. Accordingly, the corrected XCT tomographic images for the cross sections in the three directions are represented by “C X (Y, z) "and" C Y (Z, x) "and" C Z As (x, y) ”, the XCT specific image is specified (step S9), and the overlap specific image is superimposed (step S10).
[0072]
(Step S9) The corrected XCT tomographic image in the corrected XCT tomographic image memory unit 31 and the MIP specific part (θ not shown in FIG. 5) in the MIP data part memory part 27 (not shown in FIG. 5) 1 , S 1 , Z 1 ) And the maximum pixel value coordinate (x, y, z) in the maximum pixel value coordinate memory unit 25 (not shown in FIG. 5) in the MIP data memory unit 23 via the control unit 10 by a read command. The XCT image specifying unit 19 specifies the XCT specific image. The specified XCT specific image is written into the XCT specific image memory unit 32 via the control unit 10. More specifically, as in step S7 of the first embodiment, the MIP specific portion (θ 1 , S 1 , Z 1 ) And the maximum pixel value coordinates (x, y, z), a limited number of candidates, or one coordinate (x 1 , Y 1 , Z 1 ). The refined coordinates (x 1 , Y 1 , Z 1 ) For each cross section C X (Y, z) and C Y (Z, x) and C Z By substituting into (x, y), the XCT specific image C X (Y 1 , Z 1 ), C Y (Z 1 , X 1 ) And C Z (X 1 , Y 1 ) Will be specified. In addition, when the XCT specific image is specified as a modification, the above-described corrected XCT tomographic image and the MIP specific portion (θ 1 , S 1 , Z 1 ) And the maximum pixel value coordinates (x, y, z), the XCT specific image may be specified with reference to the ECT specific image. In that case, the XCT specific image is also specified with reference to the ECT specific image, which also serves as the alignment in step S8. Therefore, the alignment in step S8 can be omitted.
[0073]
(Step S10) The ECT specific image in the ECT specific image memory unit 28 and the XCT specific image in the XCT specific image memory unit 32 are superposed by the superposition unit 20 via the control unit 10 according to a read command. Is superimposed. The overlaid specific image is written into the overlaid specific image memory unit 33 via the control unit 10. As an example of superposition, as described above, each data obtained by the X-ray CT apparatus 34 has more accurate position information than each data obtained by the ECT apparatus. For example, the XCT specific image data (coordinates and pixel values) is referred to as is, and a minute part such as a tumor is superposed with reference to the ECT specific image data (coordinates and pixel values) as it is. Other than the above-described superposition, any technique that is usually used for superposition is not particularly limited. Further, this overlay specific image is a tomographic image finally obtained in the second embodiment.
[0074]
From the above series of procedures, the following actions and effects are brought about. That is, XCT projection data and XCT tomographic images obtained in advance before performing ECT imaging have more accurate position information than basic projection data and basic tomographic images. Then, the corrected XCT tomographic image corrected in step S8 is aligned with the position based on the basic tomographic image. Further, the XCT specific image specified in step S9 is similar to the ECT specific image of the first embodiment, in which the maximum pixel value coordinate (x, y, z) and the MIP specific portion (θ 1 , S 1 , Z 1 ) Based on the corrected XCT tomographic image. Further, since the XCT specific image is obtained by following the same procedure as that for the ECT specific image, the XCT projection data and the XCT tomographic image have more accurate positional information than the basic projection data and the basic tomographic image. Then, the XCT specific image also has more accurate position information than the ECT specific image. Therefore, the overlay specific image superimposed in step S10 can have more accurate position information than the ECT specific image obtained in the first embodiment. Furthermore, since the data on the minute part and the like are referred to from the ECT specific image, the superimposed specific image can be clearly displayed even for a tumor or the like.
[0075]
The present invention is not limited to the above-described embodiment, and can be modified as follows.
(1) In the first and second embodiments described above, a SPECT apparatus that reconstructs a tomographic image of a subject by detecting a single gamma ray, but a plurality of lines generated by the disappearance of protons (Positron). SPECT, as exemplified by a PET (Positron Emission Tomography) or PCT (Positron CT) device that reconstructs a tomographic image of a subject only when gamma rays are detected simultaneously by a plurality of detectors. The first and second embodiment apparatuses may be configured by ECT apparatuses other than the apparatus. In addition to the ECT apparatus, the first and second embodiments may be any tomographic image processing apparatus that obtains a tomographic image of a subject based on a radiation detection signal of the subject, as exemplified by an X-ray CT apparatus. There is no particular limitation.
[0076]
(2) In the above-described first and second embodiment apparatuses, the MIP projection data obtained by the MIP process is used as the second projection data in the present invention. However, other than the MIP process, the radiation detection signal of the subject is used. If it is projection data obtained as a projection value, the pixel value at the coordinates of one point on the projection line segment connecting the first tomographic image (basic tomographic image) obtained based on this and the projection plane on which this tomographic image is projected, There is no particular limitation.
[0077]
(3) In the apparatus of the second embodiment described above, the ECT apparatus and the X-ray CT apparatus are connected by a communication line, and XCT projection data obtained by the X-ray CT apparatus is transmitted to the ECT apparatus to perform arithmetic processing. However, it is not always necessary to separate the ECT apparatus and the X-ray CT apparatus 34. For example, as shown in FIG. 7, the subject P or the apparatus is moved to switch between ECT imaging and X-ray CT imaging within the same apparatus, and the X-ray CT is performed within the same control unit 10 without going through a communication line. You may comprise so that both the data of the apparatus 34 and ECT apparatus may be processed.
[0078]
When the subject P is moved, the X-ray CT apparatus 34 is installed at a position located on the subject P indicated by the dotted line in FIG. Then, the gantry 39 for the X-ray CT apparatus 34 and the X-ray tube 40 are arranged, and the X-ray beam B emitted from the X-ray tube 40 toward the subject P is transmitted to the X-ray detector 35 and the data. It is converted into XCT projection data by a collecting means (DAS) 36. The XCT projection data is subjected to processing such as alignment within the same control unit 10 without using a communication line.
[0079]
As a further modification of FIG. 7, the gantry 3 for the ECT apparatus and the gantry 39 for the X-ray CT apparatus 34 are combined into one, and the gamma camera 2 and the X-ray detector 35 / X-ray tube 40 are switched. An apparatus provided with means (not shown) is mentioned. By having the above-described configuration, the functions of both the ECT apparatus and the X-ray CT apparatus can be provided with only one gantry, and the installation area of the apparatus can be reduced.
[0080]
(4) In the apparatus of the second embodiment described above, the projection data obtained based on the X-ray detection signal detected from the X-ray detector of the X-ray CT apparatus is used as the third projection data in the present invention. Any tomographic image processing apparatus other than the X-ray CT apparatus can be used as long as the projection data has more accurate positional information than the basic projection data corresponding to the first projection data obtained from the SPECT apparatus according to the second embodiment apparatus. Even the projection data obtained from the radiation detection signal is not particularly limited. Of course, even when the first projection data is obtained from a device other than the SPECT apparatus, it is needless to say that there is no particular limitation as long as the third projection data has more accurate position information than the first projection data. .
[0081]
(5) In step S1 of the first and second embodiment apparatuses described above, the basic projection data is derived after the movement of the subject P and the rotation of the gamma camera 2 are completed. As the gamma camera 2 rotates, the basic projection data may be derived by sending a detection signal of the gamma ray G to the luminance position calculation unit 6 as needed. Similarly, in step S2, the basic tomographic image is derived after the derivation of the basic projection data in step S1 is completed. However, when the basic projection data is derived, the basic projection data is converted into the ECT reconstruction unit 11. The basic tomographic image may be derived at any time. Similarly, also in the following procedure (step), when each data is derived or calculated in the previous step, the result is sent to each part of the specific configuration of the calculation unit 7 (for example, the part specifying unit 15) as needed. Parallel processing that immediately proceeds to the next step may be performed. By performing parallel processing as described above, the load on the computing unit 7 and the like increases, but a tomographic image relating to a specific part of the subject can be identified more efficiently.
[0082]
【The invention's effect】
As described in detail above, according to the tomographic image processing device of the first aspect of the present invention, the second projection data uses the pixel value of the coordinate specified by the coordinate specifying means as the projection value. Is reflected in the second projection data. Therefore, by specifying the coordinates of the minute part on the first tomographic image by the coordinate specifying means, the pixel value of the minute part can be clearly reflected from the second projection data. In addition, since the first tomographic image has already been obtained by the first image reconstruction unit at the time of the part specifying unit, when the second projection data is derived, the first tomographic image is obtained from the plurality of first tomographic images. Thus, the second tomographic image, which is a tomographic image relating to a specific part of the subject, can be immediately identified without searching for a tomographic image.
[0083]
According to the tomographic image processing apparatus of the second aspect of the invention, the third tomographic image reconstructed by the second image reconstruction means has more accurate position information than the first tomographic image. The tomographic image obtained by superimposing the second tomographic image and the fourth tomographic image specified from the third tomographic image by the second tomographic image specifying unit from the superimposing unit is: The position information can be more accurate than the tomographic image obtained in the invention.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a schematic diagram showing the main configuration of an ECT device according to a first embodiment.
FIG. 2 is a block diagram showing a specific configuration of a calculation unit and a memory unit according to the first embodiment apparatus;
FIG. 3 is a flowchart according to the first embodiment showing a procedure from the start of imaging until a tomographic image relating to a specific part of a subject is obtained.
FIG. 4 is a schematic diagram showing a main configuration of an ECT device according to a second embodiment.
FIG. 5 is a block diagram showing a specific configuration of a calculation unit and a memory unit according to the second embodiment apparatus;
FIG. 6 is a flowchart according to a second embodiment showing a procedure from the start of imaging until a tomographic image relating to a specific part of a subject is obtained.
FIG. 7 is a schematic diagram showing a main configuration of an ECT device according to a modified example.
FIG. 8 is a projection model diagram for a tomographic image for explaining MIP processing;
[Explanation of symbols]
1 ... Top plate
2 ... Gamma camera
6 ... Luminance position calculator
7 ... Calculation unit
8 ... Memory part
10 ... Control section
11 ... ECT reconstruction unit
12 ... MIP processing section
13 ... Maximum pixel value coordinate specifying part
14 ... MIP projection unit
15 ... Site specific part
16 ... ECT image specifying part
17 ... XCT reconstruction unit
18 ... Positioning part
19 ... XCT image identification part
20 ... Overlapping part
21 ... Basic projection data memory section
22 ... Basic tomographic image memory
23 ... MIP data memory section
24 ... Maximum pixel value memory section
25 ... Maximum pixel value coordinate memory section
26 ... MIP projection data memory section
27 ... MIP specific part memory part
28 ... ECT specific image memory section
29 ... XCT projection data memory section
30 ... XCT tomographic image memory unit
31 ... Corrected XCT tomographic image memory unit
32 ... XCT specific image memory section
33 ... Overlay specific image memory section
34 ... X-ray CT system
35 ... X-ray detector
36 ... Data collection means (DAS)
P… Subject
G ... Gamma rays
B ... X-ray beam

Claims (2)

被検体からの放射線検出信号に基づいて得られる投影データを再構成して被検体の断層画像を求める断層画像処理装置であって、(a)被検体からの放射線検出信号に基づいて第1の投影データを導出する第1の投影データ導出手段と、(b)前記第1の投影データ導出手段で導出された第1の投影データから3次元の第1の断層画像を再構成する第1の画像再構成手段と、(c)前記第1の画像再構成手段から再構成された第1の断層画像と、この断層画像を投影させる投影面とを結ぶ投影線分上の1点の座標を各投影線毎にそれぞれ特定する座標特定手段と、(d)前記座標特定手段で特定された各座標の画素値を投影値として第2の投影データを導出する第2の投影データ導出手段と、(e)前記第2の投影データ導出手段で導出された第2の投影データ上の部位を特定する部位特定手段と、(f)前記部位特定手段で特定された第2の投影データ上の部位と、前記投影線分上の座標とに基づいて、前記第1の断層画像の内から2次元の第2の断層画像を特定する第1の断層画像特定手段と、(g)同じ被検体であって別の放射線検出信号に基づいて、第1の投影データよりも正確な位置情報を有する第3の投影データを導出する第3の投影データ導出手段と、(h)前記第3の投影データ導出手段で導出された第3の投影データから、第1の断層画像よりも正確な位置情報を有する3次元の第3の断層画像を再構成する第2の画像再構成手段と、(i)前記第2の画像再構成手段から再構成された第3の断層画像と、第1の断層画像とに基づいて、第3の断層画像の位置合わせを行う位置合わせ手段と、(j)第2の投影データ上の部位と、投影線分上の座標とに基づいて、前記位置合わせ手段で位置合わせが行われた第3の断層画像の内から2次元の第4の断層画像を特定する第2の断層画像特定手段とを備えることを特徴とする断層画像処理装置。A tomographic image processing apparatus for reconstructing projection data obtained based on a radiation detection signal from a subject to obtain a tomographic image of the subject, wherein: (a) a first based on a radiation detection signal from the subject First projection data deriving means for deriving projection data; and (b) first reconstructing a three-dimensional first tomographic image from the first projection data derived by the first projection data deriving means. The coordinates of one point on the projection line segment connecting the image reconstruction means, (c) the first tomographic image reconstructed from the first image reconstruction means, and the projection plane on which the tomographic image is projected are obtained. Coordinate specifying means for specifying each projection line, and (d) second projection data deriving means for deriving second projection data using the pixel value of each coordinate specified by the coordinate specifying means as a projection value, (E) derived by the second projection data deriving means Based on the part specifying means for specifying the part on the second projection data, (f) the part on the second projection data specified by the part specifying means, and the coordinates on the projection line segment, A first tomographic image specifying means for specifying a two-dimensional second tomographic image from the first tomographic image ; and (g) a first projection based on another radiation detection signal of the same subject. Third projection data deriving means for deriving third projection data having position information more accurate than the data, and (h) first projection data derived from the third projection data derived by the third projection data deriving means. Second image reconstructing means for reconstructing a three-dimensional third tomographic image having position information more accurate than that of the tomographic image, and (i) a third reconstructed from the second image reconstructing means. The position of the third tomographic image based on the first tomographic image and the first tomographic image. Position adjustment means for performing correction, and (j) based on the position on the second projection data and the coordinates on the projection line segment, of the third tomographic image aligned by the alignment means A tomographic image processing apparatus comprising: a second tomographic image specifying unit that specifies a two-dimensional fourth tomographic image from 請求項1に記載の断層画像処理装置において、(k)前記第1の断層画像特定手段から特定された第2の断層画像と、前記第2の断層画像特定手段から特定された第4の断層画像とを重ね合わせる重ね合わせ手段とを備えることを特徴とする断層画像処理装置。2. The tomographic image processing apparatus according to claim 1, wherein : ( k) a second tomographic image specified by the first tomographic image specifying unit and a fourth tomographic unit specified by the second tomographic image specifying unit. A tomographic image processing apparatus comprising superimposing means for superimposing an image.
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