JP4385500B2 - Tomographic image processing device - Google Patents
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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
[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
[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
[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
[0017]
The
[0018]
The two
[0019]
The
[0020]
Further, in the first embodiment apparatus, two
[0021]
In addition to the above-described configuration, the first embodiment apparatus, as shown in FIG. A
[0022]
The luminance
[0023]
The
[0024]
Next, the inside of the
[0025]
First, a specific configuration of the
[0026]
The
[0027]
The
[0028]
The maximum pixel value coordinate specifying
[0029]
The
[0030]
The
[0031]
The ECT
[0032]
Next, a specific configuration of the
[0033]
The basic projection
[0034]
The basic tomographic
[0035]
The MIP
[0036]
The maximum pixel
[0037]
The maximum pixel value coordinate
[0038]
The MIP projection
[0039]
The MIP specific
[0040]
The ECT specific
[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
[0043]
(Step S2) The basic projection data in the basic projection
[0044]
(Step S3) The basic tomographic image in the basic tomographic
[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
[0046]
(Step S5) The basic tomographic image in the basic tomographic
[0047]
(Step S6) The MIP projection data M (θ, s, z) in the MIP projection
[0048]
(Step S7) The basic tomographic image in the basic tomographic
[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
[0051]
As shown in FIG. 4, the ECT device according to the second embodiment includes a
[0052]
In addition to the above-described configuration, the second embodiment apparatus has the following configuration so that the
[0053]
By having the above-described configuration, each data such as a tomographic image and projection data captured by the
[0054]
In detail along the characteristic part of the second embodiment, the
[0055]
Further, since the XCT projection data is data obtained from the
[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
[0057]
Next, the inside of the
[0058]
First, a specific configuration of the
[0059]
The
[0060]
The
[0061]
The XCT
[0062]
The
[0063]
Next, a specific configuration of the
[0064]
In the XCT projection
[0065]
The XCT tomographic
[0066]
The corrected XCT tomographic
[0067]
The XCT specific
[0068]
The overlay specific
[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
[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
[0072]
(Step S9) The corrected XCT tomographic image in the corrected XCT tomographic
[0073]
(Step S10) The ECT specific image in the ECT specific
[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
[0078]
When the subject P is moved, the
[0079]
As a further modification of FIG. 7, the
[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
[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
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