(57)【要約】  本発明の放射線カメラシステムは、放射線放出核種から放出された放射線を計測し、核種分布を画像化する放射線カメラシステムであって、被検体の同一部位から得られた異なる解像度の2つの放射線検出画像の差分をとる処理手段と、この差分画像を表示する表示部と、を備える。
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
放射線放出核種から放出された放射線により被検体内に計測し、前記被検体内の核種分布を画像化する放射線カメラシステムであって、
被検体の同一部位から得られた異なる解像度の複数の放射線検出画像データを得る画像取得部と、
前記複数の放射線検出画像データ間の差分を演算し、差分画像を求める画像処理部と、
前記差分画像を表示する表示部と、
を備えたことを特徴とする放射線カメラシステム。
【請求項２】
前記画像取得部は、前記被検体の同一部位からコンプトン法に基づき異なる解像度の複数の放射線検出画像データを得ることを特徴とする請求項1に記載の放射線カメラシステム。
【請求項３】
前記画像取得部は、前記複数の放射線検出画像データを得るための検出器を近接して設け、前記コンプトン法に基づき異なる解像度の複数の放射線検出画像データを得ることを特徴とする請求項1に記載の放射線カメラシステム。
【請求項４】
前記画像取得部は、コンプトン散乱位置、散乱ガンマ線の方向、コンプトン散乱角を含むパラメータをとして前記核種分布画像データを再構成することを特徴とする請求項1に記載の放射線カメラシステム。
【請求項５】
放射線放出核種から放出された放射線により被検体内に計測し、前記被検体内の核種分布を画像化する放射線カメラシステムであって、
被検体の同一部位からコンプトン法に基づき第1の解像度の放射線検出画像データと、第1の解像度と異なる第2の解像度の放射線検出画像データを得る画像取得部と、
前記第1及び第2の放射線検出画像データ間の差分を演算し、差分画像を求める画像処理部と、
前記差分画像を表示する表示部と、
を備えたことを特徴とする放射線カメラシステム。
【請求項６】
前記画像取得部は、前記複数の放射線検出画像データを得るための検出器を近接して設け、前記コンプトン法に基づき異なる解像度の複数の放射線検出画像データを得ることを特徴とする請求項5に記載の放射線カメラシステム。
【請求項７】
前記画像取得部は、コンプトン散乱位置、散乱ガンマ線の方向、コンプトン散乱角を含むパラメータをとして前記核種分布画像データを再構成することを特徴とする請求項5に記載の放射線カメラシステム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、ガンマ核種等の放射線を利用して生体内等の部位を画像する放射線カメラシステムに係り、特に腫瘍等の診断能力をさらに改善する放射線カメラシステムに関する。放射線カメラは、後述するコンプトンカメラ、ガンマカメラを総称する。
【背景技術】
【０００２】
γ線は、X線以上に直進性が強く物質への透過能力がある放射線である。そのため、生体内の病巣の探査や状態把握に有力である。生体では、脳、肺、心臓、肝臓、腎臓、骨などの各種の臓器が対象であり、癌や腫瘍などの病巣部に、γ線を出す放射性同位体の核種を含む薬剤を生体内に投薬し、そこから放出されるγ線の発生位置とエネルギーとをコンプトンカメラで検出及び撮像し、放射線画像を得る。【０００３】
ガンマカメラの1つとして、コンプトン散乱を利用したコンプトンカメラが挙げられる。非特許文献1には、コンプトンカメラの原理及びそのコンプトン法の記述がある。また、本件出願人による先願として、特許文献1がある。【０００４】
【特許文献１】国際公開WO2007/145154号公報
【非特許文献１】M.J. Cree et al. : "Towards direct reconstruction from a gamma camera based on compton scattering", IEEE Trans. Med. Imag. Vol.13, No.2, pp. 398〜407(1994)
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
しかしながら、［特許文献1］では、コンプトン散乱角ごとの測定誤差量を精度よく求め、画像再構成時のパラメータに反映させ、再構成される画像の解像度の向上に寄与するまでしか言及しておらず、γ線核種を含む薬剤の高集積箇所を強調表示ことが、未だ解決されない問題であった。【０００６】
本発明の目的は、γ線核種等の放射線源を含む薬剤の高集積箇所を強調表示可能にする放射線カメラシステムを提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【０００７】
本発明の放射線カメラシステムは、放射線放出核種から放出された放射線を計測し、核種分布を画像化する放射線カメラシステムにおいて、被検体の同一部位から得られた異なる解像度の2つの放射線検出画像の差分をとる処理手段と、この差分画像を表示する表示部とを備えたことを特徴とする。
【発明の効果】
【０００８】
本発明によれば、γ線核種等の放射線源を含む薬剤の高集積箇所を強調表示可能にする放射線カメラシステムを提供することができる。
【図面の簡単な説明】
【０００９】
【図１】本発明の第1の実施例におけるコンプトンカメラシステムを示す図。
【図２】コンプトンカメラの一例の説明図。
【図３】測定誤差を考慮しないコンプトン法の説明図。
【図４】測定誤差を考慮したコンプトン法の説明図。
【図５】第1の実施例における処理フローの一例。
【図６】第1の実施例における画像補正処理の説明図。
【図７】第2の実施例におけるコンプトンカメラシステムの一例。
【図８】第2の実施例における処理フローの一例。
【図９】第2の実施例における画像補正処理の説明図。
【図１０】第3の実施例におけるコンプトンカメラシステムの一例。
【図１１】第3の実施例における処理フローの一例。
【図１２】第3の実施例における画像補正処理の説明図。
【図１３】図1のコンプトンカメラシステムでのカメラ配置例図。
【図１４】第1、第2、第3の実施例における作用効果の説明図。
【図１５】第3の実施例におけるカーネルサイズの大小による画像の説明図。
【符号の説明】
【００１０】
100、101  カメラ、102、103  前段検出器、104、105  後段検出器、106、107  前段検出器用データ読出装置、108、109  後段検出器用データ読出装置、110、111  データ統合装置、112  画像再構成装置、113  補正処理装置、114  入力装置、115  記憶装置、116  画像表示装置。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１１】
以下添付図面を参照しながら、本発明の好適な実施形態について詳細に説明する。尚、以下の説明及び添付図面において、同一の機能構成を有する構成要素については、同一の符号を付することにより重複説明を省略することにする。
【実施例１】
【００１２】
本発明の第1の実施形態について図1、図2、図3、図4、図5、図6を用いて説明する。
図1に本実施形態におけるガンマカメラシステムの一例を示す。本実施形態におけるガンマカメラシステムは2つのカメラ100、101を有する。カメラ100、カメラ101、はそれぞれ、コンプトン散乱を起こして散乱ガンマ線と反跳躍電子を発生させる前段検出器102および105、散乱ガンマ線が吸収される後段検出器104および103、前段検出器102、105および後段検出器104、103に接続され、それぞれの検出器で検出されるコンプトン散乱反応点座標や反跳電子エネルギー、散乱ガンマ線吸収位置や散乱ガンマ線エネルギーなどの量を読み出す前段検出器用読出装置106、109、および後段検出器用読出装置108、107、さらにそれぞれの読出装置で読み出されたデータを統合するデータ統合装置110、111、を有する。【００１３】
ここで、2つのカメラ100、101は互いに近接して設けられ、且つ互いに異なる性能を有するものである。カメラ100、101を近接して設けるとは、具体的には検出器104と102とのペアと検出器105と103とのペアとを近接して設けたことを指す。前段および後段検出器用データ読出装置108、106、109、107が各対応する検出器に一体化や近接設置であれば、かかる読出し装置も近接して設けることになる。性能として重要度の高いものは、解像度(空間分解能)であり、カメラ100が高解像度、カメラ101が低解像度、のカメラである。その結果、それぞれのカメラで得られたデータから再構成される画像は異なる空間分解能を有する。このガンマカメラシステムはさらに、2つのカメラ100、101で得られたデータをそれぞれ独立に演算可能な画像再構成演算装置112、再構成された画像について補正処理を加える補正処理装演算置113、画像再構成演算や補正処理演算時に必要なパラメータを入力する入力装置114、画像再構成演算や補正処理演算にて得られた結果を記憶する記憶装置115、画像再構成演算や補正処理演算の結果得られた被写体に関する画像を表示する画像表示装置116からなる。【００１４】
図2には、コンプトンカメラの模式図を示す。このカメラは、例えば2つの検出器を1検出素子として、多数の検出素子を円周上に配置、又は直線状や円弧状に配置したものである。図2はこの1検出素子の構成例図を示す。【００１５】
図2で、ガンマ線源10は、例えば被検体の病巣部のある位置P0に滞留するγ線核種であり、これから発生したγ線11が前段検出器12内の位置P1でコンプトン散乱し、この散乱位置P1から散乱X線13と反跳電子14とを発生する。後段検出器15は、散乱X線13を位置P2で吸収し、反跳電子14は、例えば前段検出器12のガス層(図示せず)にて電離吸収される。【００１６】
ガンマカメラによる画像化とは、ガンマ線源位置を特定し画像化することである。例えばある臓器の病巣部に核種を含む薬剤を集積滞留させ、そこから発生するγ線から、多数の発生位置P0を特定しその臓器の病巣部を画像化する。【００１７】
画像化のために必要なデータは、コンプトン散乱位置P1と散乱ガンマ線の方向Qとコンプトン散乱角φである。コンプトン散乱位置P1は前段検出器12にて検出する。散乱ガンマ線の方向Qとは、前段検出器12の散乱位置P1と後段検出器15の散乱γ線吸収位置P2とを結ぶ直線そのもの(又はその角度)であり、これは両検出器12、15との検出信号から求まる。【００１８】
コンプトン散乱角φは次式で求める。【００１９】
【数１】
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数式1で、Eγとは検出器15で検出した散乱ガンマ線のエネルギー、Eeとは検出器12で検出した反跳電子のエネルギー、meC2とは電子の静止エネルギーである。【００２０】
コンプトン法では、図3に示すようにコンプトン散乱位置P1、散乱ガンマ線の方向Qとコンプトン散乱角φとを含むパラメータから、ガンマ線の発生位置が円錐R(以下、「コンプトン散乱円錐」と呼ぶ)の表面上のいずれか(例えばP0)にあるとする。ここで検出器のエネルギー分解能に由来する測定誤差を考慮する場合は図4のようにコンプトン散乱円錐の表面に厚さdを持たせる。以下、この厚さdを散乱角揺らぎと呼ぶ。コンプトン散乱イベントごとにコンプトン散乱円錐を求め、コンプトン散乱円錐を重ね合わせることで、ガンマ線源を画像化する。【００２１】
図5に本実施形態におけるデータ収集から画像表示までの一連の処理フローの一例を示す。以下、処理フローの内容を説明する。【００２２】
［StepF1］
カメラ100にてコンプトン散乱データ(散乱位置P1、散乱線の方向Q、散乱角φ等のパラメータ)を取得する。【００２３】
［StepF2］
カメラ101にてコンプトン散乱データ(同上)を取得する。
ここで、カメラ100と101は互いに異なる解像度を有し、得られたデータの測定精度に差を持つ。【００２４】
［StepF3］
カメラ100にて得られたデータを用いて画像再構成演算装置112にて画像再構成演算を行い、再構成画像を生成する。ここで再構成演算には例えば特許文献1に記載の画像再構成法を用いる。【００２５】
［StepF4］
カメラ101にて得られたデータを用いて画像再構成演算装置112にて画像再構成演算を行い、再構成画像を生成する。StepF3と同様に再構成演算には例えば特許文献1に記載の画像再構成法を用いる。【００２６】
［StepF5］
StepF3およびF4で得られた再構成画像を用いて補正処理を行う。  ここで、補正処理について説明する。カメラ100およびカメラ101は同一の被検体同一薬剤高集積個所を撮影しているが、空間分解能の関する性能が異なるため、得られる画像は例えば図6の再構成画像300および301のようになる。ここで、空間分解能が無限小(即ち、画像のボケなし)の場合に得られる画像を302とする。再構成画像300および301について画像の中心を横断する線上の濃度プロファイルを303、304とする。ここで、空間分解能無限小の場合の濃度プロファイルが305のように得られるものとする。補正処理演算装置113は異なる性能をもつ2種類のカメラで得られた再構成画像300および301の差分をとる。それにより得られる画像は306のようになる。また、濃度プロファイル曲線は307のようになる。この画像はカメラ100で得られる再構成画像300よりもさらにデータのホットスポット部が強調された画像になる。【００２７】
［StepF6］
画像表示装置にて補正処理結果画像を表示する。  
補正処理結果画像に他のCTやMRIなど他の医用画像撮影装置で得られた被写体の同位置の画像と融合することにより、形態情報を補足して表示するようにしてもよい。また、カメラ100と101とで同一条件でデータ収集するために、被検体の周りでカメラを回転して撮影するようにしてもよい。さらには、ここではカメラ2つの場合について説明したが、2種類の性能のカメラをそれぞれ被写体の周りに複数個ずつ配置して撮影するようにしてもよい。【００２８】
また、本実施形態ではカメラ部の構成として、コンプトン散乱したガンマ線を計測するコンプトンカメラを例に説明したが、SPECT(Single Photon Emission Computed Tomography)装置やPET(Positron Emission Tomography)装置など他のガンマ線検出カメラを用いてもよい。
【実施例２】
【００２９】
本発明の第2の実施形態について図7〜9を用いて説明する。この実施形態は、1つのカメラでわざと解像度を異ならせて2回撮影する事例である。【００３０】
図7に本実施形態におけるガンマカメラシステムの一例を示す。本実施形態におけるガンマカメラシステムはカメラ400および画像再構成演算装置401、補正処理演算装置402、画像再構成演算や補正処理演算時に使用するパラメータを設定するための入力装置403、再構成画像データや補正処理後の画像データを記憶する記憶装置404、補正処理後の画像を表示する表示装置405からなる。またカメラ400はコンプトン散乱を起こして散乱ガンマ線と反跳電子を発生される前段検出器406、散乱ガンマ線が吸収される後段検出器407、前段検出器406にて得られるデータを読み出す前段検出器用データ読出装置408、後段検出器407にて得られるデータを読み出す後段検出器用データ読出装置409、それぞれの読出装置で読み出されたデータを統合するデータ統合装置410からなる。さらに、前段検出器用データ読出装置408、後段検出器用データ読出装置409にはデータ収集モードを高解像度モードと低解像度モードとの間で変換する高解像度／低解像度収集モード変換装置が接続される。【００３１】
図8に本実施形態における処理フローの一例を示す。以下、処理フローの内容を説明する。【００３２】
［StepF1］
カメラ400を用いて高解像度モードにてコンプトン散乱データを取得する。具体的には、例えば前段検出器や後段検出器素子すべてを用いて高精度にデータ読み出しを行う。【００３３】
［StepF2］
高解像度／低解像度収集モード変換装置を用いて、収集モードの変換を行い、低解像度モードにてコンプトン散乱データを取得する。具体的には、例えば前段検出器、後段検出器素子を間引いて使用する、あるいは複数の素子をまとめて1素子とみなしてデータ読み出しを行うなどする。【００３４】
［StepF3］
StepF1で取得したデータおよびStepF2で取得したデータそれぞれについて独立に、画像再構成演算装置にて画像再構成演算を行い、高解像度モード、低解像度モードの2種類の再構成画像を生成する。ここで再構成演算には例えば特許文献1に記載の画像再構成法を用いる。【００３５】
［StepF4］
StepF3で生成された2種類の再構成画像間で差分処理を行う。StepF3で得られた2種類の画像は、図9に示すようにそれぞれ画像600、画像601のようにボケの程度が異なった画像となる。ここで、空間分解能無限小(画像のボケなし)の場合の画像を602とする。画像600および601について、画像の中心を横断する線上での濃度プロファイル曲線を603、604とする。ここで、空間分解能無限小(画像のボケなし)の場合の濃度プロファイル曲線が605のように得られるものとする。前記差分処理により得られる画像は606のようになり、濃度プロファイル曲線は607にようになる。つまり、ホットスポット部の強調が実現される。【００３６】
［StepF5］
StepF4にて得られた補正処理結果画像を画像表示装置に表示する。  
補正処理結果画像に他のCTやMRIなど他の医用画像撮影装置で得られた被写体の同位置の画像と融合することにより、形態情報を補足して表示するようにしてもよい。また、カメラ400を被写体の周りで回転させて撮影するようにしてもよい。さらには、ここではカメラ1つの場合について説明したが、複数のカメラを被写体の周りに配置して撮影するようにしてもよい。【００３７】
また、本実施形態ではカメラ部の構成として、コンプトン散乱したガンマ線を計測するコンプトンカメラを例に説明したが、SPECT(Single Photon Emission Computed Tomography)装置やPET(Positron Emission Tomography)装置など他のガンマ線検出カメラを用いてもよい。
【実施例３】
【００３８】
本発明の第3の実施形態について図10〜12を用いて説明する。  
図10に本実施形態におけるガンマカメラシステムの一例を示す。本実施形態におけるガンマカメラシステムはカメラ700および画像再構成演算装置701、補正処理演算装置702、画像再構成演算や補正処理演算時に使用するパラメータを設定するための入力装置703、再構成画像データや補正処理後の画像データを記憶する記憶装置704、補正処理後の画像を表示する表示装置705からなる。またカメラ700はコンプトン散乱を起こして散乱ガンマ線と反跳電子を発生される前段検出器706、散乱ガンマ線が吸収される後段検出器707、前段検出器706にて得られるデータを読み出す前段検出器用データ読出装置708、後段検出器707にて得られるデータを読み出す後段検出器用データ読出装置709、それぞれの読出装置で読み出されたデータを統合するデータ統合装置710からなる。【００３９】
図11に本実施形態におけるデータ収集から画像表示までの一連の処理フローの一例を示す。以下、処理フローの内容を説明する。【００４０】
［StepF1］
カメラ700にてコンプトン散乱データを取得する。【００４１】
［StepF2］
StepF1で取得したデータを用いて画像再構成演算装置にて画像再構成演算を行い、再構成画像を生成する。ここで再構成演算には例えば特許文献1に記載の画像再構成法を用いる。【００４２】
［StepF3］
補正処理演算装置702にて、StepF2で生成した再構成画像から、仮想的にボケの効果が含まれた画像を生成する。具体的には、例えばメディアンフィルタなどを用いたフィルタ処理を行う。ここで、フィルタのカーネルサイズは強調したいホットスポット部のサイズに合わせて、ユーザーが入力装置703を用いて任意に設定できるようにしてもよい。【００４３】
［StepF4］
StepF2で生成された再構成画像とStepF3で生成された画像とで差分処理を行う。StepF2とStepF3で得られた画像は、図12に示すようにそれぞれ画像900、画像901のようにボケの程度が異なった画像となる。ここで、空間分解能無限小(画像のボケなし)の場合の画像を902とする。画像900および901について、画像の中心を横断する線上での濃度プロファイル曲線を903、904とする。ここで、空間分解能無限小(画像のボケなし)の場合の濃度プロファイル曲線が905のように得られるものとする。前記差分処理により得られる画像は906のようになり、濃度プロファイル曲線は907にようになる。つまり、ホットスポット部の強調が実現される。【００４４】
［StepF5］
StepF4にて得られた補正処理結果画像を画像表示装置に表示する。
補正処理結果画像に他のCTやMRIなど他の医用画像撮影装置で得られた被写体の同位置の画像と融合することにより、形態情報を補足して表示するようにしてもよい。また、カメラ700を被写体の周りで回転させて撮影するようにしてもよい。さらには、ここではカメラ1つの場合について説明したが、複数のカメラを被写体の周りに配置して撮影するようにしてもよい。【００４５】
また、本実施形態ではカメラ部の構成として、コンプトン散乱したガンマ線を計測するコンプトンカメラを例に説明したが、SPECT(Single Photon Emission Computed Tomography)装置やPET(Positron Emission Tomography)装置など他のガンマ線検出カメラを用いてもよい。【００４６】
図13は、図1に対応するカメラ100と101との配置例図である。被検体の周囲の計測空間円周に沿って、カメラ100と101とを交互に配置した。カメラ100は例えば空間分解能A、カメラ101は空間分解能(解像度)B(AがBよりも高いものとする)、と異なる分解能を持つ。カメラ100と101とは、コンプトン法利用の故に、機械式のコリメータを必要とせず視野は広いことが特徴である。各カメラ100と101との視野角は同一とし、且つ1つのカメラあたりの視野角は、計測空間の全空間をカバー可能な角度とする。そして計測時は、円周上に配置した全カメラ100と101とを回転させて、全空間での計測を可能にさせる。【００４７】
図14は、全実施例共通な作用効果のシミュレーション結果による説明図である。図(a)には、空間分解能A画像と空間分解能B画像との差分による相対値が、高空間分解能C画像となることが示されている。図(b)には、図(a)の破線位置での濃度プロファイル曲線を、A画像とC画像とで比較して示してある。この図から、相対値であるC画像が高空間分解能画像であることがわかる。【００４８】
図15は、実施例3でのフィルタのカーネルサイズの違いによる作用効果の説明図である。カーネルサイズの違いによって種々の空間分解能を持つ画像が得られることがわかる。そこで、強調したいホットスポット部のサイズに応じて最適なカーネルサイズを選ぶ。【００４９】
尚、画像化に必要なパラメータとして、散乱位置P1、散乱線の方向Q、散乱角φを挙げたが、その他のパラメータ、例えば反跳電子の方向等の他のパラメータを含む事例があることは云うまでもない。【００５０】
以上は、医用装置としての事例であったが、それ以外のγ線の工業的利用分野や宇宙線計測の分野にも適用可能である。【００５１】
以上、本発明に係る医用画像表示装置の好適な実施形態について説明したが、本発明はかかる例に限定されない。当業者であれば、本願で開示した技術的思想の範疇内において、各種の変更例または修正例に想到し得ることは明らかであり、それらについても当然に本発明の技術的範囲に属するものと了解される。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
2009051053.tif 000018
【国際調査報告】
2009051053.tif 000019
2009051053.tif 000020