(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体内から放出される放射線を被検体外部で検出する放射線検出手段と、該放射線検出手段によって検出される放射線を投影方向および投影位置ごとにカウントすることによりエミッション投影データを収集するデータ収集手段と、該投影方向および投影位置ごとに収集されるエミッション投影データに対して投影方向ごとに投影位置方向に走査して、所定の閾値以上と以下とを分ける境界情報を得る手段と、該境界情報を滑らかにするフィルタを施す手段と、該フィルタを経た境界情報から輪郭画像を再構成する手段と、該輪郭画像内に理論吸収係数値を割り当てて吸収係数マップを作成する手段と、該吸収係数マップを用いて上記のエミッション投影データの吸収補正を行なうとともにエミッション画像を再構成する手段とを備えることを特徴とする核医学イメージング装置。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
この発明は、被検体（患者）の体内に放射性薬剤を投与し、その薬剤から放出される放射線を体外で検出することにより、その薬剤の患者体内での分布イメージ（エミッション画像）を得る、ＰＥＴ（ Positron Emission Tomography ）装置などの核医学イメージング装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
放射性同位元素で標識した特定の薬剤を人間などの生体内に投与すると、その薬剤は特定の臓器や癌細胞などの特定病巣に集積する。そこで、その臓器等に集積した薬剤から放出される放射線を、生体外部で検出し、収集したエミッションデータを再構成することによりエミッション画像（放射性同位元素の分布イメージ）を得ることができ、臓器や病巣などの形状を知ることができて、診断に役立つ。ところが、体内の放射性同位元素から放出される放射線を体外で検出するため、その放射線が体内の組織で吸収され、その結果、収集されたエミッションデータに誤差が含まれることが避けられない。
【０００３】
そこで、従来より、このエミッションデータの吸収補正がさまざまな方法でなされている。そのうち、頭部のように均一な吸収体と予想できる場合は、エミッションデータから境界情報を抽出し、その境界情報から輪郭画像を再構成し、その輪郭内に理論吸収係数値を割り当てて吸収係数マップを作り、これによってエミッションデータを補正した上で、画像再構成処理を行なうようにしている。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、従来の方法によると、再構成される輪郭画像が不適切なものとなり、それが原因で、エミッションデータを吸収補正した後再構成したエミッション画像にアーティファクトが生じるという問題がある。すなわち、収集されるエミッションデータは統計精度が低いことが多いため、従来の方法では抽出された境界情報に極端な凹凸が生じ、そのような境界情報を用いて再構成された輪郭画像は不自然・不適切なものとなってしまい、それを用いて吸収補正したエミッションデータによる再構成エミッション画像にアーティファクトが生じる。
【０００５】
この発明は、上記従来法の欠点を改善し、自然かつ適切な輪郭画像を得ることができ、それにより再構成エミッション画像のアーティファクト発生を抑えることができるようにした、核医学イメージング装置を提供することを目的とする。
【０００６】
【課題を解決するための手段】
上記の目的を達成するため、この発明による核医学イメージング装置においては、被検体内から放出される放射線を被検体外部で検出する放射線検出手段と、該放射線検出手段によって検出される放射線を投影方向および投影位置ごとにカウントすることによりエミッション投影データを収集するデータ収集手段と、該投影方向および投影位置ごとに収集されるエミッション投影データに対して投影方向ごとに投影位置方向に走査して、所定の閾値以上と以下とを分ける境界情報を得る手段と、該境界情報を滑らかにするフィルタを施す手段と、該フィルタを経た境界情報から輪郭画像を再構成する手段と、該輪郭画像内に理論吸収係数値を割り当てて吸収係数マップを作成する手段と、該吸収係数マップを用いて上記のエミッション投影データの吸収補正を行なうとともにエミッション画像を再構成する手段とが備えられることが特徴となっている。
【０００７】
エミッション投影データに対して投影方向ごとに投影位置方向に走査することにより、所定の閾値以上と以下とを分ける境界情報を得ることができるが、エミッションデータは統計精度が低いため、抽出された境界に極端な凹凸が生じることが避けられず、これをそのまま用いて画像再構成を行ない輪郭画像を得ると、この輪郭画像は不自然・不適切なものとなってしまう。そこで、この抽出された境界情報に対して境界を滑らかにするフィルタをかける。すると上記の境界の極端な凹凸がなくなって滑らかなものとなり、この境界情報から画像再構成を行なうことにより自然で適切な輪郭画像を得ることができる。そのため、この輪郭画像内に理論吸収係数値を割り当てて吸収係数マップを得、この吸収係数マップを用いてエミッション投影データの吸収補正を行なうとともにエミッション画像を再構成することにより、アーティファクトの少ない、吸収補正されたエミッション画像を得ることができる。
【０００８】
【発明の実施の形態】
つぎに、この発明の実施の形態について図面を参照しながら詳細に説明する。図１はこの発明の実施の形態を示すものである。この図１は、この発明をリング型ＰＥＴ装置に適用した例を示している。ＰＥＴ装置では、エミッション線源としてポジトロン放出性核種を用いる。リング型ＰＥＴ装置は、図１に示すように、多数の放射線検出器１１をリング型に配列した検出器リング型配列１０を用いる。ポジトロン放出性核種で標識された薬剤が体内に投与された被検体３０が、この検出器リング型配列１０で囲まれた検査領域内に置かれる。この検査領域は検出器リング型配列１０と同心円の円形の領域であり、その中心ｐ０は検出器リング型配列１０の中心と一致している。
【０００９】
たとえば被検体３０内の一点ｐ１でポジトロンが消滅すると、１８０°反対方向にガンマ線を放出する。その１８０°反対方向に向かう２つのガンマ線は２つの検出器１１に同時に入射して信号を生じ、この信号がコインシデンス回路１２に入力されてその同時性が判定される。２つの検出器１１から同時に検出信号が生じたことが判定されることにより、その２つの検出器１１を結ぶ直線上に核種が存在していることの位置情報が得られる。この位置情報はその直線を特定するものであり、放射方向θと、θに直角な中心ｐ０を通る直線上の位置（円形検査領域の直径方向位置）ｒで表される。
【００１０】
アドレス変換器１３は、２つの検出器１１の組み合わせを、それら２つの検出器１１を結ぶ直線を表すアドレス（θ、ｒ）に変換するもので、コインシデンス回路１２から１回出力が生じるごとにデータ収集メモリ１４の（θ、ｒ）のアドレスに「１」が加算される。
【００１１】
このようなデータ収集を一定時間行なうと、データ収集メモリ１４の各アドレス（θ、ｒ）に検出放射線のカウント値が集積されることになる。こうして収集されたエミッションデータは、核種の分布を各方向（各θ）から投影した投影データ（位置ｒ方向の分布）となっており、アドレスごとのカウント値はｆ（θ、ｒ）で表すことができる。このデータは、縦軸をθ、横軸をｒとすると図２のようになる。ここでθは０°〜１８０°の範囲内の各角度であり、ｒは、円形検査領域の直径をＲとすると０〜Ｒの範囲内の各値となる。
【００１２】
収集されたエミッションデータを画像再構成装置１９に送って画像再構成処理を行えば核種の分布イメージを再構成することができるが、吸収による誤差を含んだものとなるため、その吸収補正のために吸収補正回路１８を経るようにする。さらに、エミッションデータは、境界抽出・２値化処理装置１５、膨張・収縮フィルタ処理装置１６、輪郭画像再構成・吸収係数割り当て装置１７に順次送られ、吸収補正回路１８で用いる吸収係数マップが作られる。
【００１３】
まず、境界抽出・２値化処理装置１５において、エミッションデータ（図２）上で境界が抽出される。これを拡大して示すと、図３に示すようにエミッションデータは投影データの形式で各θ（たとえばθ１、θ２、θ３、θ４、θ５、θ６、…）ごとにｒ方向に並んでいるので、最初のθ１につきｒ方向にｒ＝０からｒ＝Ｒに向けてデータｆ（θ、ｒ）の値を走査する。適当な閾値を定め、ｆｒがこの閾値になった位置ｒ１（θ１）で走査を中止し、０〜ｒ１（θ１）を領域１とする。その後、ｒ＝Ｒからｒ＝０に向けて同様に走査し、閾値となった点ｒ２（θ１）で走査を中止し、ｒ２（θ１）〜Ｒを領域１とする。残った部分｛ｒ１（θ１）＋１｝〜｛ｒ２（θ１）−１｝を領域２とする。これをθ２、θ３、…でも順次繰り返し、すべてのθにつき行なう。
【００１４】
こうして投影データ上で境界情報ｒ１（θ）、ｒ２（θ）が得られるが、エミッションデータは統計精度が低いため、図３に示すように、θごとに激しく変動し、極端な凹凸を形成し、連続性が低い。そのため、このように不連続な境界情報を用いて画像再構成を行ない、輪郭画像を得るなら、図８に示すような不自然なものしか得られず、それを用いて吸収補正を行なうと再構成エミッション画像にアーティファクトを生じる。
【００１５】
そこで、輪郭情報を滑らかにする処理を行なう。まず、境界抽出・２値化処理装置１５において、図３に示すような、領域１を「１」、領域２を「０」とした２値化画像を得る。そして、この２値化画像を膨張・収縮フィルタ処理装置１６においてフィルタ処理する。膨張フィルタとしては図５に示すようなものを、収縮フィルタとしては図６に示すようなものを用いる。この例ではいずれも二次元８近傍をマトリクスとしたものとしている。
【００１６】
膨張フィルタは図５の（ａ）のように「１」の近傍に「０」が存在する場合、その近傍ピクセルを図５（ｂ）のようにすべて「１」とするものである。このフィルタによって「１」の領域が膨張するため膨張フィルタと呼ばれる。
【００１７】
収縮フィルタは図６の（ａ）のように「０」の近傍に「１」が存在する場合、その近傍ピクセルを図６（ｂ）のようにすべて「０」とするものである。このフィルタによって「１」の領域が収縮するため収縮フィルタと呼ばれる。
【００１８】
この膨張フィルタを２値化画像に対してかけた後に、収縮フィルタをかけると、図３の極端な凹凸を持つ画像が図４に示すような滑らな画像となる。
【００１９】
こうして滑らかな境界を持つ境界情報が得られるので、これを輪郭画像再構成・吸収係数割り当て装置１７に送る。上記の境界情報を逆投影などのアルゴリズムで処理することにより、輪郭画像を再構成した後、この輪郭画像内部に理論吸収係数を割り当てて吸収係数マップを作る。こうして再構成される輪郭画像は図７に示すように自然で適切なものとなる。
【００２０】
吸収補正回路１８では、上記のようにして求められた吸収係数マップを用いて投影データ形式のエミッションデータの吸収補正を行なう。吸収補正の終わったエミッションデータは画像再構成装置１９に送られ、逆投影などのアルゴリズムで処理され、エミッション画像（核種の分布イメージ）を得る。このエミッション画像はディスプレイ装置２０で表示され、あるいは図示しないが記録装置などに記録される。
【００２１】
収集したエミッションデータの統計精度が低いことから閾値処理によって抽出した境界情報は変動（凹凸）の激しい不連続なものとなるが、膨張フィルタと収縮フィルタとをかけて滑らかにしているため、再構成される輪郭画像は自然で適切なものとなり、それから得た吸収係数マップを用いて補正したエミッションデータから画像を再構成することにより、アーティファクトの抑えられたエミッション画像を得ることができる。
【００２２】
なお、上記では膨張フィルタ、収縮フィルタとして二次元８近傍マトリクスを例示したが、フィルタのサイズやパラメータは種々なものを採用できる。また、上記の例では膨張フィルタを先にかけた後収縮フィルタをかけているが、逆の順序でもよい。さらに、この発明は、リング型ＰＥＴ装置以外に、対向する検出器を回転させるタイプのＰＥＴ装置や、他の核医学イメージング装置にも適用できることはもちろんである。
【００２３】
【発明の効果】
以上説明したように、従来、エミッションデータの統計精度が悪いときには滑らかな境界情報を得ることができなかったが、この発明の核医学イメージング装置によれば、エミッションデータの統計精度に依存せずに常に滑らかな境界情報を得、それから適切な輪郭画像を求めることができるようになり、その結果、吸収補正の精度を向上させて、アーティファクトの少ないエミッション画像の再構成が可能となる。
【図面の簡単な説明】
【図１】この発明の実施の形態を示すブロック図。
【図２】投影データの形式で収集されたエミッションデータを示す図。
【図３】フィルタ処理前の２値化画像の部分拡大図。
【図４】フィルタ処理後の２値化画像の部分拡大図。
【図５】膨張フィルタを示す図。
【図６】収縮フィルタを示す図。
【図７】フィルタ処理後の境界情報から再構成した輪郭画像を示す図。
【図８】フィルタ処理を行なわない境界情報から再構成した輪郭画像を示す図。
【符号の説明】
１０    検出器リング型配列
１１    検出器
１２    コインシデンス回路
１３    アドレス変換器
１４    データ収集メモリ
１５    境界抽出・２値化処理装置
１６    膨張・収縮フィルタ処理装置
１７    輪郭画像再構成・吸収係数割り当て装置
１８    吸収補正回路
１９    画像再構成装置
２０    ディスプレイ装置
【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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