JP6091852B2 - Nuclear medicine diagnostic apparatus and image processing program - Google Patents

Description

本発明の実施形態は、核医学診断装置および画像処理プログラムに関する。   Embodiments described herein relate generally to a nuclear medicine diagnostic apparatus and an image processing program.

核医学診断装置は、放射性同位元素（Radio Isotope、以下ＲＩという）を含む薬品（血流マーカ、トレーサ）が生体内の特定組織や臓器に選択的に取り込まれる性質を利用して、生体内に分布したＲＩから放射されるガンマ線を生体外に配設されたガンマ線の検出器で検出するようになっている。ガンマ線の検出結果は、ガンマ線の線量分布を画像化することによる核医学画像の生成や、体内臓器等の機能の診断などに利用される。   A nuclear medicine diagnostic apparatus uses a property that a medicine (blood flow marker, tracer) containing a radioisotope (hereinafter referred to as RI) is selectively taken into a specific tissue or organ in the living body. Gamma rays emitted from the distributed RI are detected by a gamma ray detector disposed outside the living body. The detection result of gamma rays is used for generation of nuclear medicine images by imaging the dose distribution of gamma rays, diagnosis of functions of internal organs and the like.

胸部や腹部など、肺に近い部位の撮像画像は、呼吸動による影響を受ける。このため、胸部や腹部などを撮影する場合は、呼吸動の影響を低減させることが好ましい。   A captured image of a portion close to the lung, such as the chest and abdomen, is affected by respiratory motion. For this reason, when photographing the chest or abdomen, it is preferable to reduce the influence of respiratory motion.

特開２００４−４５３１８号広報Japanese Laid-Open Patent Publication No. 2004-45318

しかし、呼吸動によって撮像画像が影響を受ける部位には、心臓の拍動によっても影響を受けるものがある。このため、この種の部位を撮影する場合には、呼吸動に加え拍動による画像に対する影響を低減させることが好ましい。   However, some parts of the captured image that are affected by respiratory motion are also affected by the heartbeat. For this reason, when this type of part is imaged, it is preferable to reduce the influence of the pulsation on the image in addition to the respiratory movement.

本発明の一実施形態に係る核医学診断装置は、上述した課題を解決するために、被検体に投与された放射性同位元素から放射されるガンマ線を検出する複数の検出器と、被検体に取り付けられた呼吸センサおよび心電センサの出力データと、複数の検出器の出力データと、を収集するデータ収集部と、データ収集部により収集されたデータにもとづいて、呼吸動の同位相期間であるとともに心臓の動きが閾値より小さい期間である第１の期間における複数の検出器の出力データにもとづく画像を生成する画像生成部と、複数の検出器の出力データにもとづいて、対消滅ガンマ線対の検出時間差から心臓の領域に由来するデータを特定する心臓領域特定部と、を備えたものである。画像生成部は、第１の期間における複数の検出器の出力データと、呼吸動の同位相期間であるとともに心臓の動きが閾値より大きい期間である複数の第２の期間のうち所定数の期間における複数の検出器の出力データから心臓の領域に由来するデータを削除することにより、複数の第２の期間における複数の検出器の出力データから心臓の領域に由来するデータを間引いたデータと、にもとづいて画像を生成する。 In order to solve the above-described problem, a nuclear medicine diagnostic apparatus according to an embodiment of the present invention is provided with a plurality of detectors that detect gamma rays emitted from a radioisotope administered to a subject, and attached to the subject. A data collection unit for collecting the output data of the respiratory sensor and the electrocardiogram sensor and the output data of a plurality of detectors, and the in-phase period of respiratory motion based on the data collected by the data collection unit In addition, an image generation unit that generates images based on the output data of the plurality of detectors in the first period, in which the heart motion is smaller than the threshold , and the pair of annihilation gamma ray pairs based on the output data of the plurality of detectors And a heart region specifying unit that specifies data derived from the heart region from the detection time difference . The image generation unit includes a predetermined number of periods among a plurality of second periods in which the output data of the plurality of detectors in the first period and the in-phase period of the respiratory motion are periods in which the heart motion is greater than the threshold value By deleting data derived from the heart region from the output data of the plurality of detectors in, data obtained by thinning out the data derived from the heart region from the output data of the plurality of detectors in the plurality of second periods, An image is generated based on this.

本発明の第１実施形態に係る核医学診断装置の一例を示すブロック図。1 is a block diagram showing an example of a nuclear medicine diagnostic apparatus according to a first embodiment of the present invention. 第１実施形態に係る制御部のＣＰＵによる機能実現部の構成例を示す概略的なブロック図。The schematic block diagram which shows the structural example of the function implementation part by CPU of the control part which concerns on 1st Embodiment. 同時計数部により扱われるリストモードデータの一例を示す説明図。Explanatory drawing which shows an example of the list mode data handled by the simultaneous counting part. （ａ）は呼吸動の同位相期間に属する同時計数情報から肺全体の画像を生成する従来の画像生成方法の一例を示す説明図、（ｂ）は第１の期間に属する同時計数情報から肺全体の画像を生成する本実施形態に係る画像生成方法の一例を示す説明図。(A) is explanatory drawing which shows an example of the conventional image generation method which produces | generates the image of the whole lung from the coincidence count information which belongs to the same phase period of respiratory motion, (b) is a lung from the coincidence count information which belongs to the 1st period. Explanatory drawing which shows an example of the image generation method which concerns on this embodiment which produces | generates the whole image. 図１に示す制御部のＣＰＵにより、呼吸動および拍動による撮像画像に対する影響を低減する際の手順を示すフローチャート。The flowchart which shows the procedure at the time of reducing the influence with respect to the captured image by respiration and pulsation by CPU of the control part shown in FIG. 第２実施形態に係る制御部のＣＰＵによる機能実現部の構成例を示す概略的なブロック図。The schematic block diagram which shows the structural example of the function implementation part by CPU of the control part which concerns on 2nd Embodiment. 図６に示す制御部のＣＰＵにより、呼吸動および拍動による撮像画像に対する影響を低減する際の手順を示すフローチャート。The flowchart which shows the procedure at the time of reducing the influence with respect to the captured image by respiratory motion and a pulsation by CPU of the control part shown in FIG. 第３実施形態に係る制御部のＣＰＵによる機能実現部の構成例を示す概略的なブロック図。The schematic block diagram which shows the structural example of the function implementation part by CPU of the control part which concerns on 3rd Embodiment. 図８に示す制御部のＣＰＵにより、呼吸動および拍動による撮像画像に対する影響を低減する際の手順を示すフローチャート。The flowchart which shows the procedure at the time of reducing the influence with respect to the captured image by respiration and pulsation by CPU of the control part shown in FIG. 第３実施形態に係る制御部のＣＰＵによる機能実現部の構成例を示す概略的なブロック図。The schematic block diagram which shows the structural example of the function implementation part by CPU of the control part which concerns on 3rd Embodiment. 図１０に示す制御部のＣＰＵにより、呼吸動および拍動による撮像画像に対する影響を低減する際の手順を示すフローチャート。The flowchart which shows the procedure at the time of reducing the influence with respect to the captured image by respiration and pulsation by CPU of the control part shown in FIG.

本発明に係る核医学診断装置および画像処理プログラムの実施の形態について、添付図面を参照して説明する。
（第１の実施形態） Embodiments of a nuclear medicine diagnosis apparatus and an image processing program according to the present invention will be described with reference to the accompanying drawings.
(First embodiment)

図１は、本発明の第１実施形態に係る核医学診断装置の一例を示すブロック図である。なお、以下の説明では、本発明に係る核医学診断装置としてＰＥＴ（Positron Emission Tomography）装置を用いる場合の一例について示す。   FIG. 1 is a block diagram showing an example of a nuclear medicine diagnostic apparatus according to the first embodiment of the present invention. In the following description, an example in which a PET (Positron Emission Tomography) apparatus is used as the nuclear medicine diagnostic apparatus according to the present invention will be described.

核医学診断装置１０は、スキャナ装置１１および画像処理装置１２を有する。スキャナ装置１１は、天板２１、天板駆動装置２２、複数の検出器２３、検出器カバー２４、データ収集部２５を有する。   The nuclear medicine diagnostic apparatus 10 includes a scanner device 11 and an image processing device 12. The scanner device 11 includes a top plate 21, a top plate driving device 22, a plurality of detectors 23, a detector cover 24, and a data collection unit 25.

天板２１は、患者（被検体）Ｏを載置可能に構成される。天板駆動装置２２は、画像処理装置１２に制御されて、天板２１を昇降動させる。また、天板駆動装置２２は、画像処理装置１２に制御されて、検出器カバー２４の中央部分の開口部へ天板２１を天板２１の長軸方向に沿って移送する。   The top plate 21 is configured so that a patient (subject) O can be placed thereon. The top plate driving device 22 is controlled by the image processing device 12 to move the top plate 21 up and down. Further, the top plate driving device 22 is controlled by the image processing device 12 to transfer the top plate 21 along the long axis direction of the top plate 21 to the opening of the central portion of the detector cover 24.

検出器２３は、ＦＤＧ（フルオロデオキシグルコース）などの薬品に含まれて患者Ｏに投与された放射性同位元素から放射されるガンマ線を検出する検出器である。検出器２３としては、シンチレータ型検出器を用いてもよいし、半導体型検出器を用いてもよい。   The detector 23 is a detector that detects gamma rays emitted from a radioisotope contained in a medicine such as FDG (fluorodeoxyglucose) and administered to the patient O. As the detector 23, a scintillator type detector or a semiconductor type detector may be used.

シンチレータ型検出器を用いる場合は、検出器２３は、ガンマ線の入射角度を規定するためのコリメータ、コリメートされたガンマ線が入射すると瞬間的な閃光を発するシンチレータ、シンチレータから射出された光を検出するための２次元に配列された複数の光電子増倍管、およびシンチレータ用電子回路などを有する。   When a scintillator type detector is used, the detector 23 detects a collimator for defining the incident angle of the gamma ray, a scintillator that emits an instantaneous flash when the collimated gamma ray is incident, and light emitted from the scintillator. A plurality of photomultiplier tubes arranged in a two-dimensional manner, an electronic circuit for a scintillator, and the like.

シンチレータは、たとえばタリウム活性化ヨウ化ナトリウムＮａＩ（Ｔｌ）により構成される。シンチレータ用電子回路は、ガンマ線が入射する事象（イベント）が発生するごとに、複数の光電子増倍管の出力にもとづいて複数の光電子増倍管により構成される検出面内におけるガンマ線の入射位置情報（位置情報）および強度情報を生成しデータ収集部２５に出力する。   The scintillator is made of, for example, thallium activated sodium iodide NaI (Tl). The scintillator electronic circuit has information on the incident position of gamma rays in a detection plane constituted by a plurality of photomultiplier tubes based on the output of the plurality of photomultiplier tubes every time an event in which gamma rays are incident occurs. (Position information) and intensity information are generated and output to the data collection unit 25.

一方、半導体型検出器を用いる場合は、検出器２３は、コリメータ、コリメートされたガンマ線を検出するための２次元に配列された複数のガンマ線検出用半導体素子（以下、半導体素子という）および半導体用電子回路を有する。   On the other hand, when a semiconductor detector is used, the detector 23 includes a collimator, a plurality of gamma ray detecting semiconductor elements (hereinafter referred to as semiconductor elements) arranged in two dimensions for detecting collimated gamma rays, and a semiconductor detector. It has an electronic circuit.

半導体素子は、たとえばＣｄＴｅやＣｄＺｎＴｅ（ＣＺＴ）により構成される。半導体用電子回路は、ガンマ線が入射する事象（イベント）が発生するごとに、半導体素子の出力にもとづいて位置情報および強度情報を生成しデータ収集部２５に出力する。   The semiconductor element is made of, for example, CdTe or CdZnTe (CZT). The semiconductor electronic circuit generates position information and intensity information based on the output of the semiconductor element and outputs them to the data collecting unit 25 every time an event in which gamma rays are incident occurs.

複数の検出器２３は、たとえば患者Ｏの周囲を囲むように、六角形または円形に検出器カバー２４内に配置される。なお、複数の検出器２３の配置態様はリング配列型に限られず、たとえば平板上に配列された複数の検出器２３が２つ患者Ｏを挟んで対向配置されつつ患者Ｏの周りに回転可能に保持される２検出器対向型に配置されてもよい。また、複数の検出器２３は多層のリングに配列されて隣接する層間の画像を取得可能に構成されてもよい。   The plurality of detectors 23 are arranged in the detector cover 24 in a hexagonal shape or a circular shape so as to surround the periphery of the patient O, for example. The arrangement of the plurality of detectors 23 is not limited to the ring arrangement type. For example, the plurality of detectors 23 arranged on a flat plate can be rotated around the patient O while the two detectors 23 are opposed to each other with the patient O interposed therebetween. You may arrange | position to the 2 detector opposing type | mold hold | maintained. The plurality of detectors 23 may be arranged in a multilayer ring so that images between adjacent layers can be acquired.

患者Ｏには、呼吸センサ２６および心電センサ２７が取り付けられる。呼吸センサ２６が出力する呼吸センサ信号および心電センサ２７が出力する心電センサ信号（ＥＣＧ（Electro CardioGram）信号）は、データ収集部２５に与えられる。   A respiratory sensor 26 and an electrocardiographic sensor 27 are attached to the patient O. The respiratory sensor signal output from the respiratory sensor 26 and the electrocardiographic sensor signal (ECG (Electro CardioGram) signal) output from the electrocardiographic sensor 27 are supplied to the data collecting unit 25.

データ収集部２５は、複数の検出器２３の出力をリストモードで収集する。リストモードでは、ガンマ線の検出位置情報、強度（エネルギー）情報、検出器２３と患者Ｏとの相対位置を示す情報（検出器２３の位置や角度など）、およびガンマ線の検出時刻がガンマ線の入射イベントごとに収集される。また、データ収集部２５は、呼吸センサ２６および心電センサ２７からそれぞれ受けた患者Ｏの呼吸センサ信号およびＥＣＧ信号の情報をリストモードデータに関連付けて、データ収集部２５に内包するＲＡＭなどの記憶媒体に記憶させる。   The data collection unit 25 collects the outputs of the plurality of detectors 23 in a list mode. In the list mode, gamma ray detection position information, intensity (energy) information, information indicating the relative position between the detector 23 and the patient O (position and angle of the detector 23, etc.), and gamma ray detection time are incident events of gamma rays. Collected every time. In addition, the data collection unit 25 associates the information of the respiratory sensor signal and ECG signal of the patient O received from the respiratory sensor 26 and the electrocardiographic sensor 27 with the list mode data, and stores it in a RAM or the like included in the data collection unit 25. Store on media.

画像処理装置１２は、図１に示すように、制御部３１、表示部３２、入力部３３および記憶部３４を有する。   As illustrated in FIG. 1, the image processing apparatus 12 includes a control unit 31, a display unit 32, an input unit 33, and a storage unit 34.

制御部３１は、ＣＰＵ、ＲＡＭおよびＲＯＭをはじめとする記憶媒体などにより構成され、この記憶媒体に記憶されたプログラムに従って画像処理装置１２の処理動作を制御する。   The control unit 31 includes a storage medium such as a CPU, a RAM, and a ROM, and controls the processing operation of the image processing apparatus 12 according to a program stored in the storage medium.

制御部３１のＣＰＵは、ＲＯＭをはじめとする記憶媒体に記憶された画像処理プログラムおよびこのプログラムの実行のために必要なデータをＲＡＭへロードし、このプログラムに従って呼吸動および拍動による撮像画像に対する影響を低減するための処理を実行する。   The CPU of the control unit 31 loads an image processing program stored in a storage medium such as a ROM and data necessary for the execution of the program into the RAM, and performs captured motion images and respiratory images according to the program. Perform processing to reduce the impact.

制御部３１のＲＡＭは、ＣＰＵが実行するプログラムおよびデータを一時的に格納するワークエリアを提供する。制御部３１のＲＯＭをはじめとする記憶媒体は、画像処理装置１２の起動プログラム、画像処理プログラムや、これらのプログラムを実行するために必要な各種データを記憶する。   The RAM of the control unit 31 provides a work area for temporarily storing programs and data executed by the CPU. The storage medium such as the ROM of the control unit 31 stores a startup program for the image processing device 12, an image processing program, and various data necessary for executing these programs.

なお、ＲＯＭをはじめとする記憶媒体は、磁気的もしくは光学的記録媒体または半導体メモリなどの、ＣＰＵにより読み取り可能な記録媒体を含んだ構成を有し、これら記憶媒体内のプログラムおよびデータの一部または全部は電子ネットワークを介してダウンロードされるように構成してもよい。   A storage medium such as a ROM has a configuration including a recording medium readable by a CPU, such as a magnetic or optical recording medium or a semiconductor memory, and a part of programs and data in the storage medium. Or you may comprise so that all may be downloaded via an electronic network.

表示部３２は、たとえば液晶ディスプレイやＯＬＥＤ（Organic Light Emitting Diode）ディスプレイなどの一般的な表示出力装置により構成され、制御部３１の制御に従って核医学診断画像などの各種情報を表示する。   The display unit 32 is configured by a general display output device such as a liquid crystal display or an OLED (Organic Light Emitting Diode) display, and displays various types of information such as a nuclear medicine diagnosis image according to the control of the control unit 31.

入力部３３は、たとえばキーボード、タッチパネル、テンキーなどの一般的な入力装置により構成され、ユーザの操作に対応した操作入力信号を制御部３１に出力する。   The input unit 33 is configured by a general input device such as a keyboard, a touch panel, or a numeric keypad, and outputs an operation input signal corresponding to a user operation to the control unit 31.

記憶部３４は、磁気的もしくは光学的記録媒体または半導体メモリなどの、ＣＰＵにより読み取り可能な記録媒体を含んだ構成を有し、これら記憶媒体内のプログラムおよびデータの一部または全部は電子ネットワークを介してダウンロードされるように構成してもよい。記憶部３４は、制御部３１により制御されて同期計数情報や核医学画像などを記憶する。   The storage unit 34 has a configuration that includes a CPU-readable recording medium such as a magnetic or optical recording medium or a semiconductor memory, and some or all of the programs and data in the storage medium are stored in an electronic network. You may comprise so that it may be downloaded via. The storage unit 34 is controlled by the control unit 31 and stores synchronization count information, nuclear medicine images, and the like.

図２は、第１実施形態に係る制御部３１のＣＰＵによる機能実現部の構成例を示す概略的なブロック図である。なお、この機能実現部は、ＣＰＵを用いることなく回路などのハードウエアロジックによって構成してもよい。   FIG. 2 is a schematic block diagram illustrating a configuration example of the function realization unit by the CPU of the control unit 31 according to the first embodiment. In addition, this function realization part may be comprised by hardware logics, such as a circuit, without using CPU.

図２に示すように、制御部３１のＣＰＵは、画像処理プログラムによって、少なくともスキャン制御部４１、同時計数部４２、心肺同期データ抽出部４３および画像生成部４４として機能する。この各部４１〜４４は、ＲＡＭの所要のワークエリアをデータの一時的な格納場所として利用する。   As illustrated in FIG. 2, the CPU of the control unit 31 functions as at least a scan control unit 41, a coincidence counting unit 42, a cardiopulmonary synchronization data extraction unit 43, and an image generation unit 44 according to an image processing program. Each of the units 41 to 44 uses a required work area of the RAM as a temporary storage location for data.

スキャン制御部４１は、ユーザから入力部３３を介してスキャン計画の実行指示を受けて、スキャン計画にもとづいてスキャナ装置１１を制御することにより、スキャンを実行する。この結果、患者Ｏから放出されたガンマ線の情報、患者Ｏの呼吸センサ信号およびＥＣＧ信号の情報がスキャナ装置１１からデータ収集部２５を介して同時計数部４２に与えられる。   The scan control unit 41 receives a scan plan execution instruction from the user via the input unit 33, and controls the scanner device 11 based on the scan plan to execute a scan. As a result, information on the gamma rays emitted from the patient O, information on the respiration sensor signal of the patient O, and information on the ECG signal are given from the scanner device 11 to the coincidence unit 42 via the data collection unit 25.

図３は、同時計数部４２により扱われるリストモードデータの一例を示す説明図である。図３には、同時計数した対消滅ガンマ線に関するデータのみを示した。なお、図３において、Detector＃１、＃２は同時計数した対消滅ガンマ線対が入射した検出器２３の位置を示す番号を、Ｔはデータ収集開始からガンマ線が入射するまでの時間（対消滅ガンマ線２つの検出時間の平均）を、Δｔは対消滅ガンマ線の検出時間の差（以下、入射時間差という）を、Energy＃１、＃２はそれぞれDetector＃１、＃２で検出されたガンマ線の入射エネルギーを、それぞれ示す。   FIG. 3 is an explanatory diagram showing an example of list mode data handled by the coincidence counting unit 42. FIG. 3 shows only the data on the pair annihilation gamma rays counted simultaneously. In FIG. 3, Detectors # 1 and # 2 indicate numbers indicating the positions of the detectors 23 on which the coincidence pair annihilation gamma rays are incident, and T indicates a time from the start of data collection until gamma rays are incident (pair annihilation gamma rays. The average of the two detection times), Δt is the difference in the detection time of the annihilation gamma ray (hereinafter referred to as the incident time difference), and Energy # 1 and # 2 are the incident energy of the gamma rays detected by Detector # 1 and # 2, respectively. Are shown respectively.

同時計数部４２は、データ収集部２５から呼吸センサ信号の情報（呼吸動データ）およびＥＣＧ信号の情報（心電波形データ）が関連付けられたリストモードデータを受ける。   The coincidence counting unit 42 receives from the data collecting unit 25 list mode data associated with information on respiratory sensor signals (respiration motion data) and information on ECG signals (electrocardiographic waveform data).

同時計数部４２は、リストモードデータのうち、ガンマ線の入射時間差（対消滅ガンマ線の検出時間の差）が所定の時間ウインドウ幅（たとえば１ｎｓ以内など）にあり、かつ対消滅ガンマ線２つのそれぞれの入射エネルギーがともに所定のエネルギーウインドウ幅内にある組み合わせを抽出する。同時計数部４２は、この抽出した組み合わせのリストモードデータ（以下、同時計数情報という）を心肺同期データ抽出部４３および画像生成部４４に与える。   The coincidence counting unit 42 has a gamma ray incident time difference (difference in detection time of annihilation gamma rays) within a predetermined time window width (for example, within 1 ns) in the list mode data, and each incidence of two pair annihilation gamma rays. A combination in which both energies are within a predetermined energy window width is extracted. The coincidence unit 42 provides the extracted list mode data (hereinafter referred to as coincidence information) to the cardiopulmonary synchronization data extraction unit 43 and the image generation unit 44.

なお、本実施形態では画像処理装置１２の制御部３１が同時計数情報を生成する場合の例について示したが、同時計数情報はたとえばスキャナ装置１１のデータ収集部２５によって生成されて画像処理装置１２に与えられてもよい。   In the present embodiment, an example in which the control unit 31 of the image processing apparatus 12 generates the coincidence counting information has been described. However, the coincidence counting information is generated by, for example, the data collection unit 25 of the scanner apparatus 11 and the image processing apparatus 12. May be given.

心肺同期データ抽出部４３は、同時計数部４２から受けた同時計数情報から呼吸動の同位相期間に属する同時計数情報を抽出する。また、心肺同期データ抽出部４３は、抽出した呼吸動の同位相期間に属するデータについて、心臓の動きが所定の閾値より小さい期間（以下、第１の期間という）と閾値以上の期間（以下、第２の期間という）のいずれに属するデータであるかを特定する。また、心肺同期データ抽出部４３は、抽出した呼吸動の同位相データから第２の期間に属するデータを除外して、すなわち抽出した同位相期間であるとともに心臓の動きが閾値より小さい期間（第１の期間）に属する同時計数情報を抽出して、画像生成部４４に与える。   The cardiopulmonary synchronization data extraction unit 43 extracts coincidence counting information belonging to the same phase period of respiratory motion from the coincidence counting information received from the coincidence counting unit 42. The cardiopulmonary synchronization data extraction unit 43 also includes a period in which the heart motion is smaller than a predetermined threshold (hereinafter referred to as a first period) and a period (hereinafter referred to as a first period) greater than the threshold for the data belonging to the same phase period of the extracted respiratory motion. (Referred to as “second period”). Further, the cardiopulmonary synchronization data extraction unit 43 excludes the data belonging to the second period from the extracted in-phase data of the respiratory motion, that is, the extracted in-phase period and the period during which the heart motion is smaller than the threshold (the first The coincidence counting information belonging to (period 1) is extracted and given to the image generation unit 44.

図４（ａ）は呼吸動の同位相期間に属する同時計数情報から肺全体５１の画像を生成する従来の画像生成方法の一例を示す説明図であり、（ｂ）は第１の期間に属する同時計数情報から肺全体５１の画像を生成する本実施形態に係る画像生成方法の一例を示す説明図である。   FIG. 4A is an explanatory diagram showing an example of a conventional image generation method for generating an image of the entire lung 51 from coincidence counting information belonging to the same phase period of respiratory motion, and FIG. 4B belongs to the first period. It is explanatory drawing which shows an example of the image generation method which concerns on this embodiment which produces | generates the image of the whole lung 51 from coincidence information.

呼吸動の同位相期間に属する同時計数情報を抽出することにより、呼吸動による画像への影響を低減することができる。しかし、呼吸動の同位相期間には、心臓５２の動き（拍動）が小さい第１の期間と心臓の動きが大きい期間（第２の期間）がある。このため、呼吸動の同位相期間に属する同時計数情報から肺全体５１の画像を生成すると、図４（ａ）に示すように、心臓５２の動きの影響を受けてしまい、心臓５２の画像がぶれてしまうほか、心臓５２の動きの影響を受ける気管支５３などの肺野内の臓器の画像もぶれてしまう。   By extracting the coincidence counting information belonging to the same phase period of the respiratory motion, it is possible to reduce the influence of the respiratory motion on the image. However, in the same phase period of respiratory motion, there are a first period in which the movement (beat) of the heart 52 is small and a period (second period) in which the movement of the heart is large. For this reason, when an image of the entire lung 51 is generated from the coincidence counting information belonging to the same phase period of respiratory motion, as shown in FIG. 4A, the image of the heart 52 is affected by the movement of the heart 52. In addition to blurring, an image of an organ in the lung field such as the bronchi 53 affected by the motion of the heart 52 is also blurred.

そこで、本実施形態に係る核医学診断装置１０は、呼吸動および拍動による画像に対する影響を低減するため、図４（ｂ）に示すように第１の期間に属する同時計数情報から肺全体５１の画像を生成する。   Therefore, the nuclear medicine diagnosis apparatus 10 according to the present embodiment reduces the influence on the image due to respiratory motion and pulsation, so that the entire lung 51 is obtained from the coincidence count information belonging to the first period as shown in FIG. Generate an image of

画像生成部４４は、心肺同期データ抽出部４３により抽出された第１の期間に属する同時計数情報にもとづいて同期再構成を行い、画像を生成して表示部３２に表示させる。   The image generation unit 44 performs synchronization reconstruction based on the coincidence count information belonging to the first period extracted by the cardiopulmonary synchronization data extraction unit 43, generates an image, and causes the display unit 32 to display the image.

次に、本実施形態に係る核医学診断装置１０の動作の一例について説明する。   Next, an example of the operation of the nuclear medicine diagnostic apparatus 10 according to the present embodiment will be described.

図５は、図１に示す制御部３１のＣＰＵにより、呼吸動および拍動による撮像画像に対する影響を低減する際の手順を示すフローチャートである。図５において、Ｓに数字を付した符号は、フローチャートの各ステップを示す。   FIG. 5 is a flowchart showing a procedure when the influence of the respiratory motion and pulsation on the captured image is reduced by the CPU of the control unit 31 shown in FIG. In FIG. 5, reference numerals with numbers added to S indicate steps in the flowchart.

まず、ステップＳ１において、ＦＤＧなどの薬剤を投与した患者Ｏを天板２１に載置する。また、患者Ｏに呼吸センサ２６および心電センサ２７が取り付けられ、患者Ｏの呼吸センサ信号およびＥＣＧ信号の情報がデータ収集部２５に与えられる。   First, in step S <b> 1, the patient O who has received a drug such as FDG is placed on the top plate 21. A respiration sensor 26 and an electrocardiographic sensor 27 are attached to the patient O, and information on the respiration sensor signal and the ECG signal of the patient O is given to the data collection unit 25.

次に、ステップＳ２において、スキャン制御部４１はユーザから入力部３３を介してスキャン計画の実行指示を受けて、スキャン計画にもとづいてスキャナ装置１１を制御することにより、スキャンを実行する。   Next, in step S2, the scan control unit 41 receives a scan plan execution instruction from the user via the input unit 33, and controls the scanner device 11 based on the scan plan to execute the scan.

次に、ステップＳ３において、データ収集部２５は呼吸動データおよび心電波形データが関連付けられたリストモードデータを生成する。同時計数部４２は、この呼吸動データおよび心電波形データが関連付けられたリストモードデータを取得する。   Next, in step S3, the data collection unit 25 generates list mode data in which respiratory motion data and electrocardiographic waveform data are associated. The coincidence counting unit 42 acquires list mode data in which the respiratory motion data and the electrocardiographic waveform data are associated with each other.

次に、ステップＳ４において、心肺同期データ抽出部４３は、同時計数部４２から受けた同時計数情報から、呼吸動の同位相期間に属するデータを抽出する。   Next, in step S <b> 4, the cardiopulmonary synchronization data extraction unit 43 extracts data belonging to the same phase period of respiratory motion from the coincidence counting information received from the coincidence counting unit 42.

次に、ステップＳ５において、心肺同期データ抽出部４３は、抽出した呼吸動の同位相期間に属するデータについて、心臓の動きが所定の閾値より小さい期間（第１の期間）と閾値以上の期間（第２の期間）のいずれに属するデータであるかを特定する。   Next, in step S5, the cardiopulmonary synchronization data extraction unit 43 extracts a period (first period) in which the heart motion is smaller than a predetermined threshold and a period (a period greater than the threshold) ( The second period) is specified.

次に、ステップＳ６において、心肺同期データ抽出部４３は、抽出した呼吸動の同位相データから第２の期間に属するデータを除外して画像生成部４４に与える。   Next, in step S <b> 6, the cardiopulmonary synchronization data extraction unit 43 excludes the data belonging to the second period from the extracted in-phase data of the respiratory motion and gives the data to the image generation unit 44.

次に、ステップＳ７において、画像生成部４４は心肺同期データ抽出部４３から受けた第１の期間に属するデータ（同時計数情報）にもとづいて同期再構成を行い、画像を生成して表示部３２に表示させる。   Next, in step S7, the image generation unit 44 performs synchronization reconstruction based on the data (simultaneous counting information) belonging to the first period received from the cardiopulmonary synchronization data extraction unit 43, generates an image, and displays the display unit 32. To display.

以上の手順により、呼吸動および拍動による撮像画像に対する影響を低減することができる。   By the above procedure, it is possible to reduce the influence on the captured image due to respiratory motion and pulsation.

本実施形態に係る核医学診断装置１０は、呼吸動の同位相期間のうち心臓の動きがしきい値より小さい期間（第１の期間）における同時計数情報にもとづいて画像を生成する事ができる。このため、呼吸動の同位相期間に属するデータをすべて用いて画像を生成する場合に比べ、呼吸動および拍動による影響を低減した画像を生成することができる。このため、心臓周辺の肺野の画像の分解能を向上させることができ、ユーザはより正確に定量的な診断を行うことができる。   The nuclear medicine diagnosis apparatus 10 according to the present embodiment can generate an image based on coincidence count information in a period (first period) in which the heart motion is smaller than a threshold in the same phase period of respiratory motion. . For this reason, compared with the case where an image is generated using all the data belonging to the same phase period of the respiratory motion, an image with reduced influence due to the respiratory motion and the pulsation can be generated. For this reason, the resolution of the image of the lung field around the heart can be improved, and the user can perform quantitative diagnosis more accurately.

なお、本実施形態は核医学診断装置１０としてＰＥＴ装置を用いる場合について説明したが、本実施形態に係る技術はＳＰＥＣＴ装置に適用することが可能である。ＳＰＥＣＴ装置に適用する場合、検出器２３の構成が一般的なＳＰＥＣＴ装置に用いられる構成とすればよい。また、ＳＰＥＣＴ装置を用いる場合、同時計数部４２が不要であり、呼吸動データおよび心電波形データが関連付けられたリストモードデータは心肺同期データ抽出部４３がデータ収集部２５から取得すればよい。
（第２の実施形態） In addition, although this embodiment demonstrated the case where a PET apparatus was used as the nuclear medicine diagnostic apparatus 10, the technique which concerns on this embodiment is applicable to a SPECT apparatus. When applied to a SPECT apparatus, the structure of the detector 23 may be a structure used for a general SPECT apparatus. When the SPECT apparatus is used, the coincidence counting unit 42 is unnecessary, and list mode data associated with respiratory motion data and electrocardiographic waveform data may be acquired from the data collection unit 25 by the cardiopulmonary synchronization data extraction unit 43.
(Second Embodiment)

次に、本発明に係る核医学診断装置１０および画像処理プログラムの第２実施形態について説明する。   Next, a second embodiment of the nuclear medicine diagnosis apparatus 10 and the image processing program according to the present invention will be described.

本実施形態に係る核医学診断装置１０は、第２の期間における同時計数情報のうち、心臓５２から遠い部分のデータを同期再構成に用いるものである。   The nuclear medicine diagnostic apparatus 10 according to the present embodiment uses data of a portion far from the heart 52 in the coincidence counting information in the second period for synchronous reconstruction.

図６は、第２実施形態に係る制御部３１ＡのＣＰＵによる機能実現部の構成例を示す概略的なブロック図である。   FIG. 6 is a schematic block diagram illustrating a configuration example of a function implementing unit by the CPU of the control unit 31A according to the second embodiment.

この第２実施形態に示す核医学診断装置１０は、制御部３１Ａの構成が第１実施形態に示す核医学診断装置１０の制御部３１と異なる。他の構成および作用については図１に示す核医学診断装置１０と実質的に異ならないため、同じ構成には同一符号を付して説明を省略する。   The nuclear medicine diagnosis apparatus 10 shown in the second embodiment is different from the control part 31 of the nuclear medicine diagnosis apparatus 10 shown in the first embodiment in the configuration of the control part 31A. Since other configurations and operations are not substantially different from those of the nuclear medicine diagnostic apparatus 10 shown in FIG. 1, the same components are denoted by the same reference numerals and description thereof is omitted.

図６に示すように、制御部３１ＡのＣＰＵは、画像処理プログラムによって、少なくともスキャン制御部４１、同時計数部４２、心肺同期データ抽出部４３Ａ、心臓領域特定部６１および画像生成部４４Ａとして機能する。この各部は、ＲＡＭの所要のワークエリアをデータの一時的な格納場所として利用する。   As shown in FIG. 6, the CPU of the control unit 31A functions as at least a scan control unit 41, a coincidence counting unit 42, a cardiopulmonary synchronization data extracting unit 43A, a heart region specifying unit 61, and an image generating unit 44A according to an image processing program. . Each unit uses a required work area of the RAM as a temporary storage location for data.

心肺同期データ抽出部４３Ａは、同時計数部４２から受けた同時計数情報から呼吸動の同位相期間に属する同時計数情報を抽出する。また、心肺同期データ抽出部４３は、抽出した呼吸動の同位相期間に属するデータについて、第１の期間と第２の期間のいずれに属するデータであるかを特定する。   The cardiopulmonary synchronization data extraction unit 43A extracts coincidence counting information belonging to the same phase period of respiratory motion from the coincidence counting information received from the coincidence counting unit 42. Further, the cardiopulmonary synchronization data extraction unit 43 specifies whether the extracted data belonging to the same phase period of the respiratory motion belongs to the first period or the second period.

心臓領域特定部６１は、同時計数情報の入射時間差にもとづいて対消滅ガンマ線対の発生位置を特定することにより、同時計数情報のうち心臓５２の領域（心臓領域）に由来するデータを特定する。ここで、心臓領域の外郭は、心臓５２の輪郭に設定されてもよいし、心臓５２を含み心臓５２の輪郭から所定の範囲に設定されてもよい。後者の場合、心臓領域は心臓５２の近辺を含む。   The heart region specifying unit 61 specifies the data derived from the region of the heart 52 (heart region) in the coincidence count information by identifying the generation position of the pair annihilation gamma ray pair based on the incident time difference of the coincidence count information. Here, the outline of the heart region may be set to the outline of the heart 52 or may be set to a predetermined range from the outline of the heart 52 including the heart 52. In the latter case, the heart region includes the vicinity of the heart 52.

画像生成部４４Ａは、第１の期間に属する同時計数情報については、そのまま同期再構成に用いる一方、第２の期間に属する同時計数情報については、心臓領域に由来するデータを間引くか、重みを小さくするか、または除外して、同期再構成に用いて画像を生成し、表示部３２に表示させる。   The image generation unit 44A uses the coincidence count information belonging to the first period as it is for the synchronization reconstruction, while the coincidence count information belonging to the second period is thinned or weighted for data derived from the heart region. An image is generated by using a smaller or smaller image for synchronization reconstruction and displayed on the display unit 32.

ここで、「第２の期間に属する同時計数情報について心臓領域に由来するデータを間引く」とは、複数の第２の期間のうち、所定の期間おきのデータ（たとえば５期間で１つ）については心臓領域を含めたすべてのデータを同期再構成に用い、その他のデータからは心臓領域に由来するデータを削除することをいうものとする。
Here, “thinning the data derived from the heart region for the coincidence counting information belonging to the second period” means the data every predetermined period (for example, one in 5 periods) among the plurality of second periods. is used for synchronization reconstruct all of the data, including the heart臓領region, from other data shall refer to delete data from the cardiac region.

図７は、図６に示す制御部３１ＡのＣＰＵにより、呼吸動および拍動による撮像画像に対する影響を低減する際の手順を示すフローチャートである。図７において、Ｓに数字を付した符号は、フローチャートの各ステップを示す。図５と同等のステップには同一符号を付し、重複する説明を省略する。   FIG. 7 is a flowchart illustrating a procedure when the influence of the respiratory motion and the pulsation on the captured image is reduced by the CPU of the control unit 31A illustrated in FIG. In FIG. 7, reference numerals with numbers added to S indicate steps in the flowchart. Steps equivalent to those in FIG. 5 are denoted by the same reference numerals, and redundant description is omitted.

心肺同期データ抽出部４３Ａにより、同時計数情報から呼吸動の同位相期間に属するデータが抽出されるとともに（ステップＳ４）、この呼吸動の同位相期間に属するデータについて第１の期間第２の期間のいずれに属するデータであるかが特定される（ステップＳ５）。   The cardiopulmonary synchronization data extraction unit 43A extracts data belonging to the same phase period of respiratory motion from the coincidence information (step S4), and the data belonging to the same phase period of respiratory motion is the first period second period It is specified to which data belongs to (step S5).

次に、ステップＳ２１において、心臓領域特定部６１は、同時計数情報の入射時間差にもとづいて対消滅ガンマ線対の発生位置を特定することにより、同時計数情報のうち心臓５２の領域に由来するデータを特定する。   Next, in step S21, the heart region specifying unit 61 specifies the generation position of the pair annihilation gamma ray pair based on the incident time difference of the coincidence information, thereby obtaining data derived from the region of the heart 52 in the coincidence information. Identify.

次に、ステップＳ２２において、画像生成部４４Ａは、第１の期間に属する同時計数情報と、第２の期間に属する同時計数情報から心臓領域に由来するデータを間引くか、重みを小さくするか、または除外したものと、を同期再構成に用いて画像を生成し、表示部３２に表示させる。   Next, in step S22, the image generation unit 44A thins out the data derived from the heart region from the coincidence counting information belonging to the first period and the coincidence counting information belonging to the second period, or reduces the weight, Alternatively, an excluded image is used for synchronous reconstruction, and an image is generated and displayed on the display unit 32.

以上の手順によっても、呼吸動および拍動による撮像画像に対する影響を低減することができる。   Also by the above procedure, the influence on the captured image by respiratory motion and pulsation can be reduced.

第２実施形態に係る核医学診断装置１０は、第１の期間における同時計数情報については第１実施形態と同様に同期再構成に利用するほか、第２の期間における同時計数情報については、全て除外してしまうのではなく心臓領域に係るデータを間引くか、重みを小さくするか、または除外して、同期再構成に用いる。   The nuclear medicine diagnosis apparatus 10 according to the second embodiment uses the coincidence counting information in the first period for the synchronous reconfiguration as in the first embodiment, and all the coincidence counting information in the second period. Rather than being excluded, data relating to the heart region is thinned out, weights are reduced, or excluded and used for synchronous reconstruction.

肺野領域のうち、心臓５２から遠い部分については心臓の動きの影響を受けづらい。このため、第２の期間における同時計数情報のうち、心臓５２から遠い部分のデータを同期再構成に用いることにより、第１実施形態に係る核医学診断装置１０に比べ、肺野領域のうち心臓５２から遠い部分の画像をより鮮明にすることができる。
（第３の実施形態） Of the lung field region, the part far from the heart 52 is not easily affected by the movement of the heart. Therefore, by using the data far from the heart 52 in the coincidence counting information in the second period for the synchronous reconstruction, the heart in the lung field region is compared with the nuclear medicine diagnostic apparatus 10 according to the first embodiment. The image of the part far from 52 can be made clearer.
(Third embodiment)

次に、本発明に係る核医学診断装置および画像処理プログラムの第３実施形態について説明する。   Next, a nuclear medicine diagnostic apparatus and an image processing program according to a third embodiment of the present invention will be described.

本実施形態に係る核医学診断装置１０は、第１の期間と第２の期間において心臓領域に対して異なる強度の位置フィルタを適用して画像を生成するものである。   The nuclear medicine diagnosis apparatus 10 according to the present embodiment generates an image by applying position filters having different strengths to the heart region in the first period and the second period.

図８は、第３実施形態に係る制御部３１ＢのＣＰＵによる機能実現部の構成例を示す概略的なブロック図である。   FIG. 8 is a schematic block diagram illustrating a configuration example of a function realization unit by the CPU of the control unit 31B according to the third embodiment.

この第３実施形態に示す核医学診断装置１０は、制御部３１Ｂの構成が第１実施形態に示す核医学診断装置１０の制御部３１と異なる。他の構成および作用については図１に示す核医学診断装置１０と実質的に異ならないため、同じ構成には同一符号を付して説明を省略する。また、心肺同期データ抽出部４３Ａおよび心臓領域特定部６１の機能については第２実施形態に係る構成と実質的に異ならないため、説明を省略する。   In the nuclear medicine diagnostic apparatus 10 shown in the third embodiment, the configuration of the control unit 31B is different from the control unit 31 of the nuclear medicine diagnostic apparatus 10 shown in the first embodiment. Since other configurations and operations are not substantially different from those of the nuclear medicine diagnostic apparatus 10 shown in FIG. 1, the same components are denoted by the same reference numerals and description thereof is omitted. In addition, the functions of the cardiopulmonary synchronization data extraction unit 43A and the heart region specifying unit 61 are not substantially different from the configuration according to the second embodiment, and thus the description thereof is omitted.

一般に、核医学画像を生成する際には、同時計数情報から得られる位置情報に対してガウシアンフィルタなどの位置フィルタが施される。これは、飛来時間（ＴＯＦ（Time Of Flight））の誤差を考慮した措置である。同時計数情報から得られる位置情報に対して位置フィルタを施して位置をぼかすことにより、位置情報をＴＯＦの計測誤差を考慮したものに修正することができる。   In general, when a nuclear medicine image is generated, a position filter such as a Gaussian filter is applied to position information obtained from coincidence count information. This is a measure that takes into account an error in time of flight (TOF). By applying a position filter to the position information obtained from the coincidence information to blur the position, the position information can be corrected to take account of the TOF measurement error.

本実施形態に係る画像生成部４４Ｂは、この位置フィルタを利用した位置のぼかしかた、すなわち位置フィルタの強度について、動きのある心臓領域と他の領域（たとえば肺野領域）とで異ならせる。   The image generation unit 44B according to the present embodiment varies the position blurring using this position filter, that is, the strength of the position filter, between a heart region in motion and another region (for example, a lung field region).

具体的には、画像生成部４４Ｂは、第１の期間に属する同時計数情報から得られる位置情報については所定のカーネル幅で位置フィルタを施し、第２の期間に属する同時計数情報から得られる位置情報については、肺野領域に対しては所定のカーネル幅を用いる一方心臓領域に対しては所定のカーネル幅とは異なるカーネル幅で位置フィルタを施す。位置フィルタとしてガウシアンフィルタを用いる場合、ガウス関数の分散値を変更することによりカーネル幅（フィルタ強度）を変更することができる。   Specifically, the image generation unit 44B performs position filtering on the position information obtained from the coincidence counting information belonging to the first period with a predetermined kernel width, and the position obtained from the coincidence counting information belonging to the second period. For the information, a predetermined kernel width is used for the lung field region, while a position filter is applied to the heart region with a kernel width different from the predetermined kernel width. When a Gaussian filter is used as the position filter, the kernel width (filter strength) can be changed by changing the variance value of the Gaussian function.

図９は、図８に示す制御部３１ＢのＣＰＵにより、呼吸動および拍動による撮像画像に対する影響を低減する際の手順を示すフローチャートである。図９において、Ｓに数字を付した符号は、フローチャートの各ステップを示す。図５および図７と同等のステップには同一符号を付し、重複する説明を省略する。   FIG. 9 is a flowchart illustrating a procedure when the influence of the respiratory motion and the pulsation on the captured image is reduced by the CPU of the control unit 31B illustrated in FIG. In FIG. 9, the code | symbol which attached | subjected the number to S shows each step of a flowchart. Steps equivalent to those in FIGS. 5 and 7 are denoted by the same reference numerals, and redundant description is omitted.

ステップＳ３１において、画像生成部４４Ｂは、第１の期間に属する同時計数情報から得られる位置情報については所定のカーネル幅で位置フィルタを施し、第２の期間に属する同時計数情報から得られる位置情報については、肺野領域に対しては所定のカーネル幅を用いる一方心臓領域に対しては所定のカーネル幅とは異なるカーネル幅で位置フィルタを施す。そして、画像生成部４４Ｂは、位置フィルタを施したデータを用いて画像を生成し表示部３２に表示させる。   In step S31, the image generation unit 44B performs position filtering on the position information obtained from the coincidence counting information belonging to the first period with a predetermined kernel width, and the position information obtained from the coincidence counting information belonging to the second period. For the lung field region, a predetermined kernel width is used, while for the heart region, a position filter is applied with a kernel width different from the predetermined kernel width. Then, the image generation unit 44B generates an image using the data on which the position filter has been applied, and causes the display unit 32 to display the image.

以上の手順によっても、呼吸動および拍動による撮像画像に対する影響を低減することができる。   Also by the above procedure, the influence on the captured image by respiratory motion and pulsation can be reduced.

第３実施形態に係る核医学診断装置１０は、第２実施形態に係る核医学診断装置１０と同様に、第１の期間および第２の期間における同時計数情報を用いる。このため、第１実施形態に係る核医学診断装置１０に比べ、肺野領域のうち心臓５２から遠い部分の画像をより鮮明にすることができる。また、第２の期間に属する同時計数情報から得られる位置情報については、肺野領域に対しては所定のカーネル幅を用いる一方心臓領域に対しては所定のカーネル幅とは異なるカーネル幅で位置フィルタを施す。このため、単に呼吸動の同位相期間に属するデータをすべて用いて画像を生成する場合に比べ、画質を向上させることができる。   The nuclear medicine diagnosis apparatus 10 according to the third embodiment uses the coincidence count information in the first period and the second period, similarly to the nuclear medicine diagnosis apparatus 10 according to the second embodiment. For this reason, compared with the nuclear medicine diagnostic apparatus 10 according to the first embodiment, an image of a portion far from the heart 52 in the lung field region can be made clearer. In addition, regarding the position information obtained from the coincidence counting information belonging to the second period, the predetermined kernel width is used for the lung field region, while the kernel region is positioned with a kernel width different from the predetermined kernel width. Apply a filter. For this reason, the image quality can be improved as compared with the case where an image is generated using all data belonging to the same phase period of respiratory motion.

たとえば、第２の期間（心臓の動きが大きい期間）において、心臓領域のカーネル幅を所定のカーネル幅よりもシャープにする場合、拍動のためにぼやけがちとなる心臓領域の画像をシャープにすることができ、心臓領域と肺野領域とで均一な画像にすることができる。   For example, when the kernel width of the heart region is sharpened more than a predetermined kernel width in the second period (a period in which the heart motion is large), an image of the heart region that tends to be blurred due to pulsation is sharpened. It is possible to obtain a uniform image in the heart region and the lung region.

一方、第２の期間（心臓の動きが大きい期間）において、心臓領域のカーネル幅を所定のカーネル幅よりもブロードにする場合、心臓領域の画像はぼやけるが、心臓５２の動き全体を捉えた画像（心臓の動きの誤差を含めた存在確率を反映した画像）を生成することができる。
（第４の実施形態） On the other hand, when the kernel width of the heart region is broader than the predetermined kernel width in the second period (period in which the heart motion is large), the image of the heart region is blurred, but the image capturing the entire motion of the heart 52 (An image reflecting the existence probability including an error of heart motion) can be generated.
(Fourth embodiment)

次に、本発明に係る核医学診断装置および画像処理プログラムの第４実施形態について説明する。   Next, a nuclear medicine diagnosis apparatus and an image processing program according to a fourth embodiment of the present invention will be described.

本実施形態に係る核医学診断装置１０は、第２実施形態に係る核医学診断装置１０と第３実施形態に係る核医学診断装置１０とを組み合わせたものである。   A nuclear medicine diagnosis apparatus 10 according to the present embodiment is a combination of the nuclear medicine diagnosis apparatus 10 according to the second embodiment and the nuclear medicine diagnosis apparatus 10 according to the third embodiment.

図１０は、第３実施形態に係る制御部３１ＢのＣＰＵによる機能実現部の構成例を示す概略的なブロック図である。   FIG. 10 is a schematic block diagram illustrating a configuration example of the function realization unit by the CPU of the control unit 31B according to the third embodiment.

この第３実施形態に示す核医学診断装置１０は、制御部３１Ｃの構成が第１実施形態に示す核医学診断装置１０の制御部３１と異なる。他の構成および作用については図１に示す核医学診断装置１０と実質的に異ならないため、同じ構成には同一符号を付して説明を省略する。また、心肺同期データ抽出部４３Ａおよび心臓領域特定部６１の機能については第２実施形態および第３実施形態に係る構成と実質的に異ならないため、説明を省略する。   In the nuclear medicine diagnostic apparatus 10 shown in the third embodiment, the configuration of the control unit 31C is different from the control unit 31 of the nuclear medicine diagnostic apparatus 10 shown in the first embodiment. Since other configurations and operations are not substantially different from those of the nuclear medicine diagnostic apparatus 10 shown in FIG. 1, the same components are denoted by the same reference numerals and description thereof is omitted. Further, the functions of the cardiopulmonary synchronization data extracting unit 43A and the heart region specifying unit 61 are not substantially different from the configurations according to the second embodiment and the third embodiment, and thus description thereof is omitted.

また、図１１は、図１０に示す制御部３１ＣのＣＰＵにより、呼吸動および拍動による撮像画像に対する影響を低減する際の手順を示すフローチャートである。図１１において、Ｓに数字を付した符号は、フローチャートの各ステップを示す。図５、図７および図９と同等のステップには同一符号を付し、重複する説明を省略する。   FIG. 11 is a flowchart illustrating a procedure when the influence of the respiratory motion and the pulsation on the captured image is reduced by the CPU of the control unit 31C illustrated in FIG. In FIG. 11, reference numerals with numbers added to S indicate the steps in the flowchart. Steps equivalent to those in FIGS. 5, 7, and 9 are denoted by the same reference numerals, and redundant description is omitted.

画像生成部４４Ｃは、第１の期間に属する同時計数情報については、そのまま同期再構成に用いる一方、第２の期間に属する同時計数情報については、心臓領域に由来するデータを間引くか、重みを小さくする（図１１のステップＳ４１）。第２実施形態に係る画像生成部４４Ａ都の相違点は、心臓領域に由来するデータを削除することがない点である。   The image generation unit 44C uses the coincidence counting information belonging to the first period as it is for the synchronization reconstruction, while the coincidence counting information belonging to the second period is thinned or weighted for data derived from the heart region. It is made smaller (step S41 in FIG. 11). The difference between the image generation unit 44A according to the second embodiment is that data derived from the heart region is not deleted.

また、画像生成部４４Ｃは、第３実施形態に係る画像生成部４４Ｂと同様に、第１の期間に属する同時計数情報から得られる位置情報については所定のカーネル幅で位置フィルタを施し、第２の期間に属する同時計数情報から得られる位置情報については、肺野領域に対しては所定のカーネル幅を用いる一方心臓領域に対しては所定のカーネル幅とは異なるカーネル幅で位置フィルタを施して、画像を生成し表示部３２に表示させる（図１１のステップＳ４２）。   Similarly to the image generation unit 44B according to the third embodiment, the image generation unit 44C applies a position filter with a predetermined kernel width to the position information obtained from the coincidence counting information belonging to the first period, For the position information obtained from the coincidence count information belonging to this period, a predetermined kernel width is used for the lung field region, while a position filter is applied to the heart region with a kernel width different from the predetermined kernel width. Then, an image is generated and displayed on the display unit 32 (step S42 in FIG. 11).

第４実施形態に係る核医学診断装置１０は、第１の期間および第２の期間における同時計数情報を用いる。このため、第１実施形態に係る核医学診断装置１０に比べ、肺野領域のうち心臓５２から遠い部分の画像をより鮮明にすることができる。また、第２の期間の心臓領域のデータについて、間引くまたは重み付けを小さくするだけでなく、位置フィルタの強度を肺野領域と異ならせることにより、心臓領域の画質をより向上させることができる。   The nuclear medicine diagnosis apparatus 10 according to the fourth embodiment uses coincidence count information in the first period and the second period. For this reason, compared with the nuclear medicine diagnostic apparatus 10 according to the first embodiment, an image of a portion far from the heart 52 in the lung field region can be made clearer. In addition, the image quality of the heart region can be further improved by not only thinning out or reducing the weighting of the heart region data in the second period, but also making the strength of the position filter different from that of the lung field region.

なお、本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら新規な実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれるとともに、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれる。   In addition, although some embodiment of this invention was described, these embodiment is shown as an example and is not intending limiting the range of invention. These novel embodiments can be implemented in various other forms, and various omissions, replacements, and changes can be made without departing from the scope of the invention. These embodiments and modifications thereof are included in the scope and gist of the invention, and are included in the invention described in the claims and the equivalents thereof.

また、本発明の実施形態では、フローチャートの各ステップは、記載された順序に沿って時系列的に行われる処理の例を示したが、必ずしも時系列的に処理されなくとも、並列的あるいは個別実行される処理をも含むものである。   Further, in the embodiment of the present invention, each step of the flowchart shows an example of processing that is performed in time series in the order described. The process to be executed is also included.

１０ 核医学診断装置
２３ 検出器
２５ データ収集部
２６ 呼吸センサ
２７ 心電センサ
３１、３１Ａ、３１Ｂ、３１Ｃ 制御部
３２ 表示部
４２ 同時計数部
４３、４３Ａ 心肺同期データ抽出部
４４、４４Ａ、４４Ｂ、４４Ｃ 画像生成部
５２ 心臓
６１ 心臓領域特定部 DESCRIPTION OF SYMBOLS 10 Nuclear medicine diagnostic apparatus 23 Detector 25 Data collection part 26 Respiration sensor 27 Electrocardiograph sensor 31, 31A, 31B, 31C Control part 32 Display part 42 Simultaneous counting part 43, 43A Cardiopulmonary synchronization data extraction part 44, 44A, 44B, 44C Image generating unit 52 Heart 61 Heart region specifying unit

Claims (6)

被検体に投与された放射性同位元素から放射されるガンマ線を検出する複数の検出器と、
前記被検体に取り付けられた呼吸センサおよび心電センサの出力データと、前記複数の検出器の出力データと、を収集するデータ収集部と、
前記データ収集部により収集されたデータにもとづいて、呼吸動の同位相期間であるとともに心臓の動きが閾値より小さい期間である第１の期間における前記複数の検出器の出力データにもとづく画像を生成する画像生成部と、
前記複数の検出器の出力データにもとづいて、対消滅ガンマ線対の検出時間差から心臓の領域に由来するデータを特定する心臓領域特定部と、
を備え、
前記画像生成部は、
前記第１の期間における前記複数の検出器の出力データと、前記呼吸動の同位相期間であるとともに心臓の動きが前記閾値より大きい期間である複数の第２の期間のうち所定数の期間における前記複数の検出器の出力データから前記心臓の領域に由来するデータを削除することにより、複数の前記第２の期間における前記複数の検出器の出力データから前記心臓の領域に由来するデータを間引いたデータと、にもとづいて画像を生成する、
核医学診断装置。 A plurality of detectors for detecting gamma rays emitted from the radioisotope administered to the subject;
A data collection unit that collects output data of a respiratory sensor and an electrocardiographic sensor attached to the subject, and output data of the plurality of detectors;
Based on the data collected by the data collection unit, an image is generated based on the output data of the plurality of detectors in the first period in which the cardiac motion is in the same phase period and the heart motion is smaller than the threshold value. An image generation unit to
Based on the output data of the plurality of detectors, a heart region specifying unit for specifying data derived from the heart region from the detection time difference of the pair annihilation gamma ray pair;
Equipped with a,
The image generation unit
The output data of the plurality of detectors in the first period and the in-phase period of the respiratory motion and in a predetermined number of periods among a plurality of second periods in which the heart motion is greater than the threshold By deleting data derived from the heart region from the output data of the plurality of detectors, data derived from the heart region is thinned out from the output data of the plurality of detectors in the plurality of second periods. Image based on the collected data,
Nuclear medicine diagnostic equipment. 前記複数の検出器は、
少なくとも前記被検体の肺野領域および前記心臓の領域に由来する対消滅ガンマ線を検出し、
前記画像生成部は、
前記第１の期間における前記複数の検出器の出力データに対して所定の強度で位置フィルタを施したデータと、前記第２の期間における前記複数の検出器の出力データのうち前記肺野領域に由来するデータに対して前記所定の強度で位置フィルタを施す一方前記心臓の領域に由来するデータに対しては前記所定の強度とは異なる強度で位置フィルタを施したデータと、にもとづいて画像を生成する、
請求項１記載の核医学診断装置。 The plurality of detectors are:
Detecting pair annihilation gamma rays originating from at least the lung field region of the subject and the heart region;
The image generation unit
In the lung field region of the output data of the plurality of detectors in the first period, the data subjected to position filtering with a predetermined intensity, and the output data of the plurality of detectors in the second period A position filter is applied to the derived data at the predetermined intensity, while an image is generated based on the data obtained by applying the position filter at an intensity different from the predetermined intensity for the data derived from the heart region. Generate,
The nuclear medicine diagnostic apparatus according to claim 1 . 前記複数の検出器の出力データにもとづいて、対消滅ガンマ線対の検出時間差から前記心臓の領域に由来するデータを特定する心臓領域特定部、
をさらに備え、
前記複数の検出器は、
少なくとも前記被検体の肺野領域および前記心臓の領域に由来する対消滅ガンマ線を検出し、
前記画像生成部は、
前記第１の期間における前記複数の検出器の出力データに対して所定の強度で位置フィルタを施したデータと、前記呼吸動の同位相期間であるとともに心臓の動きが前記閾値より大きい期間である第２の期間における前記複数の検出器の出力データのうち前記肺野領域に由来するデータに対して前記所定の強度で位置フィルタを施す一方前記心臓の領域に由来するデータに対しては前記所定の強度とは異なる強度で位置フィルタを施したデータと、にもとづいて画像を生成する、
請求項１記載の核医学診断装置。 Based on the output data of the plurality of detectors, a heart region specifying unit that specifies data derived from the heart region from the detection time difference of the pair annihilation gamma ray pair;
Further comprising
The plurality of detectors are:
Detecting pair annihilation gamma rays originating from at least the lung field region of the subject and the heart region;
The image generation unit
The data obtained by applying a position filter to the output data of the plurality of detectors at a predetermined intensity in the first period and the in-phase period of the respiratory motion and the period in which the heart motion is greater than the threshold value Among the output data of the plurality of detectors in the second period, the position filter is applied to the data derived from the lung field region at the predetermined intensity, while the data derived from the heart region is applied to the predetermined data. Generate an image based on the data that has been subjected to position filtering at an intensity different from the intensity of
The nuclear medicine diagnostic apparatus according to claim 1. 前記位置フィルタはガウシアンフィルタであり、前記強度は前記ガウシアンフィルタで用いられるガウス関数の分散値である、
請求項２または３に記載の核医学診断装置。 The position filter is a Gaussian filter, and the intensity is a variance value of a Gaussian function used in the Gaussian filter.
The nuclear medicine diagnostic apparatus according to claim 2 or 3 . 前記データ収集部は、
前記複数の検出器の出力データにもとづいて、前記検出器へガンマ線が入射するごとに入射したガンマ線のエネルギーおよび入射時間の情報を取得するリストモードでデータを収集する、
請求項１ないし４のいずれか１項に記載の核医学診断装置。 The data collection unit
Based on the output data of the plurality of detectors, data is collected in a list mode for acquiring information on the energy and incident time of the incident gamma rays every time gamma rays are incident on the detectors.
The nuclear medicine diagnostic apparatus according to any one of claims 1 to 4 . コンピュータに、
被検体に投与された放射性同位元素から放射されるガンマ線を検出する複数の検出器の出力データと前記被検体に取り付けられた呼吸センサおよび心電センサの出力データとにもとづいて、呼吸動の同位相期間であるとともに心臓の動きが閾値より小さい期間である第１の期間における前記複数の検出器の出力データを抽出するステップと、
前記複数の検出器の出力データにもとづいて、対消滅ガンマ線対の検出時間差から心臓の領域に由来するデータを特定するステップと、
前記呼吸動の同位相期間であるとともに心臓の動きが前記閾値より大きい期間である複数の第２の期間のうち、所定数の期間における前記複数の検出器の出力データから前記心臓の領域に由来するデータを削除することにより、複数の前記第２の期間における前記複数の検出器の出力データから前記心臓の領域に由来するデータを間引いたデータを生成するステップと、
前記第１の期間における前記複数の検出器の出力データと、複数の前記第２の期間における前記複数の検出器の出力データから前記心臓の領域に由来するデータを間引いたデータと、にもとづいて画像を生成するステップと、
を実行させる画像処理プログラム。 On the computer,
Based on the output data of a plurality of detectors that detect gamma rays emitted from the radioisotope administered to the subject and the output data of the respiratory sensor and the electrocardiographic sensor attached to the subject, the respiratory motion is the same. Extracting output data of the plurality of detectors in a first period that is a phase period and wherein the heart motion is less than a threshold;
Identifying data derived from the heart region from the detection time difference of the pair of annihilation gamma rays based on the output data of the plurality of detectors;
From the output data of the plurality of detectors in a predetermined number of periods among the plurality of second periods in which the respiratory motion is the same phase period and the heart motion is greater than the threshold value, derived from the heart region Generating data obtained by thinning out data derived from the heart region from output data of the plurality of detectors in the plurality of second periods by deleting data to be
Based on output data of the plurality of detectors in the first period and data obtained by thinning out data derived from the heart region from output data of the plurality of detectors in the plurality of second periods. Generating an image; and
An image processing program for executing

Images