JPH0572991B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 産業上の利用分野 本発明は、被検者の体内に投与したラジオアイ
ソトープから放出される放射線（γ線）を検出し
そのシンチグラムを表示するシンチレーシヨンカ
メラのイメージ表示方法に関し、特に全身イメー
ジングの場合において骨とか病巣部分のイメージ
を明瞭に表示できるシンチレーシヨンカメラのイ
メージ表示方法に関する。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION Field of Industrial Application The present invention relates to image display using a scintillation camera that detects radiation (gamma rays) emitted from a radioisotope administered into the body of a subject and displays a scintigram thereof. In particular, the present invention relates to an image display method using a scintillation camera that can clearly display images of bones and lesion areas in the case of whole-body imaging.

従来の技術 従来のシンチレーシヨンカメラのイメージ表示
方法は、被検者から収集したイメージデータをそ
の最大値と最小値を用いて階調変換し、この階調
幅でデイスプレイにイメージを表示していた。例
えば、第５図に示すように、ある被検者について
収集したイメージデータのカウントの最大値が
“1000”であるとし、最小値が“０”であるとし
た場合、この最大値と最小値の間を例えば“０”
から“255”まで256段階の階調幅で階調変換し、
最大値“1000”を255階調とすると共に最小値
“０”を０階調として表示していた。ここで、一
般に被検者の体内にラジオアイソトープを投与し
て全身骨シンチグラムを撮影する場合は、体内を
回つた後のラジオアイソトープは膀胱にたまり、
第５図に斜線を付して示す膀胱部分Ａがイメージ
データの最大値“1000”を示すものであつた。BACKGROUND TECHNOLOGY In the conventional image display method of a scintillation camera, image data collected from a subject is converted to gradation using its maximum and minimum values, and the image is displayed on a display with this gradation width. For example, as shown in Figure 5, if the maximum value of the count of image data collected for a certain subject is "1000" and the minimum value is "0", then the maximum value and the minimum value For example, “0” between
The gradation is converted in 256 steps from “255” to “255”.
The maximum value "1000" was displayed as 255 gradations, and the minimum value "0" was displayed as 0 gradation. Generally, when a radioisotope is administered into the subject's body and a whole body bone scintigram is taken, the radioisotope after circulating through the body accumulates in the bladder.
Bladder area A shown with diagonal lines in FIG. 5 shows the maximum value of the image data "1000".

発明が解決しようとする問題点 しかし、このようなイメージ表示方法において
は、被検者の特定部位たとえは膀胱部分Ａに極端
に大量のラジオアイソトープが集積してそこにイ
メージデータの最大値が現れる場合は、その特定
部位の示す最大値を用いて所定の階調幅で階調変
換されるものであつた。ここで、上記膀胱部分Ａ
に病巣部分がある場合は別としても、膀胱部分Ａ
以外に病巣部分があるときは、その病巣部分は第
５図においてイメージデータのカウントが例えば
“500”以下のところに現れる。しかし、上記膀胱
部分Ａの最大値“1000”で256段階に階調変換さ
れているので、上記病巣部分についてはその半分
の“０”から“127”まで128段階の階調幅でしか
表示されないこととなる。従つて、実際にくわし
く観察したい病巣部分のイメージが粗い濃淡表示
となつて明瞭な画像とならず、診断には役立たな
いことがあつた。これに対処して、予めイメージ
データのカウントを例えば“500”と設定し、こ
のカウントより上の部分はカツトして残りの部分
を256段階に階調変換して表示することが行われ
ている。しかし、この場合は、上記設定するカウ
ント数は経験と勘によるものであり、また、ラジ
オアイソトープの投与量や撮影条件あるいは固体
差により設定すべきカウント数は変化するので、
最適な条件設定をするのは難しく良好なイメージ
を表示するのは容易ではなかつた。そこで、本発
明はこのような問題点を解決することを目的とす
る。Problems to be Solved by the Invention However, in such an image display method, an extremely large amount of radioisotope accumulates in a specific part of the subject, for example, bladder part A, and the maximum value of the image data appears there. In this case, the gradation was converted using a predetermined gradation width using the maximum value indicated by the specific region. Here, the bladder part A
Bladder area A, even if there is a focal area in the bladder area
If there is a focal portion other than that, the focal portion appears where the image data count is, for example, “500” or less in FIG. 5. However, since the maximum value of the bladder area A is "1000" and the gradation is converted to 256 levels, the lesion area can only be displayed in 128 levels from half of that, ``0'', to ``127''. becomes. Therefore, the image of the lesion that is actually desired to be observed in detail is displayed with coarse shading, and the image is not clear and is not useful for diagnosis. To deal with this, a count of the image data is set in advance to, for example, "500", the portion above this count is cut off, and the remaining portion is displayed after converting the gradation to 256 levels. . However, in this case, the number of counts to be set is based on experience and intuition, and the number of counts to be set changes depending on the dose of radioisotope, imaging conditions, or individual differences.
It was difficult to set optimal conditions and display a good image. Therefore, an object of the present invention is to solve such problems.

問題点を解決するための手段 上記の問題点を解決する本発明の手段は、被検
者の体内から放出される放射線を検出して収集さ
れたイメージデータをイメージメモリに転送し、
このイメージメモリ上のイメージデータをそれぞ
れＸ方向及びＹ方向の画素毎に加算して各方向の
加算プロフイールを作り、上記各方向の加算プロ
フイールのカツトオフレベルからイメージデータ
の最大集積部分を決定し、その後イメージメモリ
上から上記最大集積部分を除外すると共に残りの
イメージデータについて上限値と下限値を算出
し、しかる後にその上限値と下限値を用いて上記
イメージデータを階調変換してその階調幅でデイ
スプレイにイメージを表示することによつてなさ
れる。Means for Solving the Problems The means of the present invention for solving the above problems is to detect radiation emitted from the body of a subject and transfer the collected image data to an image memory.
Adding the image data on this image memory pixel by pixel in the X direction and Y direction to create an addition profile in each direction, determining the maximum accumulation part of the image data from the cutoff level of the addition profile in each direction, After that, the maximum accumulation part is removed from the image memory, and the upper and lower limit values are calculated for the remaining image data, and then the upper and lower limit values are used to convert the image data into gradation widths. This is done by displaying an image on a display.

実施例 以下、本発明の実施例を添付図面を参照して詳
細に説明する。Embodiments Hereinafter, embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the accompanying drawings.

第１図は本発明によるシンチレーシヨンカメラ
のイメージ表示方法の手順を示すフローチヤート
であり、第２図はこのイメージ表示方法の実施に
使用する装置を示すブロツク図である。上記の装
置は、被検者の体内に投与したラジオアイソトー
プから放出されるγ線を検出して電気信号に変換
することにより上記被検者のイメージデータを収
集するシンチレーシヨンカメラ１と、このシンチ
レーシヨンカメラ１で収集されたイメージデータ
をデジタル化するＡ／Ｄ変換器２と、既に収集さ
れたイメージデータを格納しておく磁気デイスク
等の記憶装置３と、上記Ａ／Ｄ変換器２または記
憶装置３からのイメージデータを記憶するイメー
ジメモリ４と、このイメージメモリ４上のイメー
ジデータをＸ方向及びＹ方向の画素毎にカウント
を加算する加算回路５と、イメージデータを表示
するCRT等のデイスプレイ６と、これらの構成
要素を制御する中央処理装置（CPU）７とを有
して成る。 FIG. 1 is a flowchart showing the steps of an image display method for a scintillation camera according to the present invention, and FIG. 2 is a block diagram showing an apparatus used to implement this image display method. The above device includes a scintillation camera 1 that collects image data of the subject by detecting gamma rays emitted from a radioisotope administered into the body of the subject and converting them into electrical signals; an A/D converter 2 that digitizes image data collected by the camera 1; a storage device 3 such as a magnetic disk for storing already collected image data; and the A/D converter 2 or storage An image memory 4 that stores image data from the device 3, an adder circuit 5 that adds counts to the image data on this image memory 4 for each pixel in the X direction and Y direction, and a display such as a CRT that displays the image data. 6, and a central processing unit (CPU) 7 that controls these components.

いま、シンチレーシヨンカメラ１を被検者の体
軸に沿つて移動させ、全身骨シンチグラムを撮影
するとする。まず、シンチレーシヨンカメラ１を
被検者の例えば頭の部分から体軸に沿つて足の方
へ徐々に移動させて行く。その間に、上記被検者
の体内から放出されるγ線を検出して電気信号に
変換し、該被検者の全身のイメージデータを収集
する。そして、このイメージデータをＡ／Ｄ変換
器２でデジタル化した後に、イメージメモリ４に
転送する（第１図のステツプ）。なお、既に被
検者に対するイメージデータの収集が終了してお
り、表示したいイメージデータが記憶装置３に格
納されている場合は、この記憶装置３のイメージ
データをCPU７を介して読み出し、イメージメ
モリ４に転送してもよい。次に、このようにして
被検者の全身イメージングを行つたら、上記イメ
ージメモリ４上のイメージデータを加算回路５で
Ｘ方向（第３図参照）の画素毎に加算して、第３
図に示すように、Ｘ方向の加算プロフイールPx
を作る（ステツプ）。これと同様にして、上記
イメージメモリ４上のイメージデータをＹ方向の
画素毎に加算して、第３図に示すように、Ｙ方向
の加算プロフイールPyを作る（ステツプ）。な
お、第１図ではＸ方向の加算をステツプとし、
Ｙ方向の加算をステツプとして示したが、本発
明はこれに限らず、Ｙ方向の加算を先に行つても
よい。次に、上記Ｘ、Ｙ方向の加算プロフイール
Px，Pyにおいて極端に大きなカウント数を示す
境界のカツトオフレベルLx，Lyを求め、これら
のカツトオフレベルLx，LyがＸ、Ｙ方向の加算
プロフイールPx，Pyを切るアドレスをＸ方向及
びＹ方向について求めることにより、第３図に示
すように、イメージデータの最大集積部分Bx，
Byを決定する（ステツプ）。この最大集積部分
Bx，Byに対応する被検者８の部位が膀胱９にあ
たる。その後、イメージメモリ４上から上記最大
集積部分Bx，Byを除外すると共に、残りのイメ
ージデータについて上限値と下限値を算出する
（ステツプ）。すなわち、第４図に示すように、
例えばＸ方向の加算プロフイールPxにおいて、
収集したイメージデータのカウントの最大値を例
えば“1000”とし、カツトオフレベルLxのカウ
ントを“500”とすると、このカウント数が500以
上で図において斜線を付した部分が最大集積部分
Bxとなる。そこで、上記カウント数が500以上の
イメージデータを切り捨てて、残りのイメージデ
ータについて例えば上限値を“500”と算出し、
下限値を“０”と算出する。次に、このように算
出した上限値と下限値を用いて、上記イメージデ
ータを階調変換してその階調幅でデイスプレイ６
にイメージを表示する（ステツプ）。すなわち、
第４図に示すように、上限値“500”を例えば255
階調とすると共に下限値“０”を０階調とし、そ
の間を256段階の階調幅で階調変換して表示する。
なお、第４図ではＸ方向だけについて示したが、
Ｙ方向のイメージデータについてもステツプと
ステツプの動作は全く同様に行われる。これに
より、上記カツトオフレベルLx，Ly以下のとこ
ろに現れる骨や病巣部分のイメージが細かい濃淡
で表示され、実際にくわしく観察したい部分のイ
メージを明瞭に表示できる。なお、上記各手順の
演算動作はすべてCPU７によつて自動的に制御
される。 Now, assume that the scintillation camera 1 is moved along the body axis of the subject to take a whole-body bone scintigram. First, the scintillation camera 1 is gradually moved from, for example, the head of the subject toward the legs along the body axis. During this time, gamma rays emitted from the body of the subject are detected and converted into electrical signals, and image data of the whole body of the subject is collected. After this image data is digitized by the A/D converter 2, it is transferred to the image memory 4 (step in FIG. 1). Note that if the collection of image data for the subject has already been completed and the image data to be displayed is stored in the storage device 3, the image data in the storage device 3 is read out via the CPU 7 and stored in the image memory 4. You may transfer it to Next, after performing whole-body imaging of the subject in this manner, the image data on the image memory 4 is added pixel by pixel in the X direction (see FIG. 3) in the adding circuit 5, and a third
Addition profile Px in the X direction as shown in the figure
(step). Similarly, the image data on the image memory 4 is added pixel by pixel in the Y direction to create an addition profile Py in the Y direction as shown in FIG. 3 (step). In addition, in Fig. 1, addition in the X direction is defined as a step.
Although addition in the Y direction is shown as a step, the present invention is not limited to this, and addition in the Y direction may be performed first. Next, the addition profile in the above X and Y directions
Find the cut-off levels Lx and Ly of the boundaries that show extremely large counts in Px and Py, and find the addresses where these cut-off levels Lx and Ly cut off the addition profiles Px and Py in the X and Y directions in the X and Y directions. As shown in Fig. 3, the maximum accumulation part of image data Bx,
Determine By (step). This maximum accumulation part
The part of the subject 8 corresponding to Bx and By corresponds to the bladder 9. Thereafter, the maximum accumulation portions Bx and By are removed from the image memory 4, and upper and lower limit values are calculated for the remaining image data (step). That is, as shown in Figure 4,
For example, in the addition profile Px in the X direction,
For example, if the maximum count of the collected image data is "1000" and the count of the cut-off level Lx is "500", then if this count is 500 or more, the shaded part in the figure is the maximum accumulation part.
Becomes Bx. Therefore, the image data whose count number is 500 or more is rounded down, and the upper limit value of the remaining image data is calculated as "500", for example.
The lower limit value is calculated as "0". Next, using the upper and lower limit values calculated in this way, the image data is gradation-converted and displayed on the display 6 with the gradation width.
Display the image on (step). That is,
As shown in Figure 4, the upper limit value "500" is set to 255, for example.
In addition, the lower limit value "0" is set as 0 gradation, and the gradation is converted and displayed in a gradation width of 256 steps.
Although only the X direction is shown in Fig. 4,
The step and step operations are performed in exactly the same way for image data in the Y direction. As a result, images of bones and lesions that appear below the cutoff levels Lx and Ly are displayed in fine shading, making it possible to clearly display the image of the part that you actually want to observe in detail. Note that the calculation operations in each of the above steps are automatically controlled by the CPU 7.

また、第２図においては、イメージメモリ４上
のイメージデータは加算回路５でＸ、Ｙ方向の画
素毎に加算するとして示したが、本発明はこれに
限らず、上記加算回路５を用いずにCPU７に対
するプログラムにより該CPU７で加算演算して
もよい。この場合は、処理時間は少し遅くなる。 Furthermore, in FIG. 2, the image data on the image memory 4 is shown as being added for each pixel in the X and Y directions by the adding circuit 5, but the present invention is not limited to this, and the adding circuit 5 is not used. Alternatively, the CPU 7 may perform an addition operation according to a program for the CPU 7. In this case, processing time will be slightly slower.

発明の効果 本発明は以上説明したように、イメージメモリ
４上からカツトオフレベルLx，Ly以上の最大集
積部分Bx，Byを除外すると共に残りのイメージ
データについて上限値と下限値を算出し、その後
その上限値と下限値を用いて上記イメージデータ
を階調変換することにより、実際にくわしく観察
したい骨や病巣部分のイメージを広い階調幅の細
かい濃淡で表示することができる。従つて、上記
骨や病巣部分のイメージを明瞭に表示でき、有効
な診断情報を提供することができる。また、上記
カツトオフレベルLx，Ly以上の最大集積部分
Bx，Byは、イメージメモリ４上のイメージデー
タをＸ方向及びＹ方向の画素毎に加算して各方向
の加算プロフイールPx，Pyを作ることにより自
動的に決定されるので、操作者の経験や勘にたよ
ることなく、また撮影条件や個体差による影響も
受けず、自動的に最適な表示条件を設定して良好
なイメージを表示することができる。従つて、シ
ンチレーシヨンカメラの操作性も向上することが
できる。Effects of the Invention As explained above, the present invention excludes the maximum accumulated portions Bx, By of cut-off levels Lx, Ly or higher from the image memory 4, calculates the upper limit value and lower limit value for the remaining image data, and then By converting the image data into gradations using the upper and lower limit values, it is possible to display an image of a bone or lesion that is actually desired to be observed in detail in fine shading with a wide gradation width. Therefore, an image of the bone or lesion can be clearly displayed, and effective diagnostic information can be provided. In addition, the maximum accumulation part above the above cut-off level Lx, Ly
Bx and By are automatically determined by adding the image data on the image memory 4 pixel by pixel in the X and Y directions to create addition profiles Px and Py in each direction, so they are determined based on the operator's experience and Optimum display conditions can be automatically set to display a good image without relying on intuition or being affected by shooting conditions or individual differences. Therefore, the operability of the scintillation camera can also be improved.

【図面の簡単な説明】[Brief explanation of the drawing]

第１図は本発明によるシンチレーシヨンカメラ
のイメージ表示方法の手順を示すフローチヤー
ト、第２図はこのイメージ表示方法の実施に使用
する装置を示すブロツク図、第３図はイメージメ
モリ上のイメージデータについての加算プロフイ
ールを示す説明図、第４図はイメージデータの最
大集積部分を除外したものについての階調変換の
状態を示すグラフ、第５図は従来のイメージ表示
方法におけるイメージデータの階調変換の状態を
示すグラフである。 １……シンチレーシヨンカメラ、２……Ａ／Ｄ
変換器、３……記憶装置、４……イメージメモ
リ、５……加算回路、６……デイスプレイ、７…
…中央処理装置、Px，Py……加算プロフイー
ル、Lx，Ly……カツトオフレベル、Bx，By…
…最大集積部分。 FIG. 1 is a flowchart showing the steps of the image display method of a scintillation camera according to the present invention, FIG. 2 is a block diagram showing the apparatus used to implement this image display method, and FIG. 3 is a flow chart showing the image data on the image memory. Fig. 4 is a graph showing the state of gradation conversion when the maximum accumulation part of the image data is excluded, and Fig. 5 is the gradation conversion of image data in the conventional image display method. It is a graph showing the state of. 1...Scintillation camera, 2...A/D
Converter, 3...Storage device, 4...Image memory, 5...Addition circuit, 6...Display, 7...
...Central processing unit, Px, Py...addition profile, Lx, Ly...cutoff level, Bx, By...
...Maximum accumulation part.

Claims (1)

【特許請求の範囲】[Claims] １ 被検者の体内から放出される放射線を検出し
て収集されたイメージデータをイメージメモリに
転送し、このイメージメモリ上のイメージデータ
をそれぞれＸ方向及びＹ方向の画素毎に加算して
各方向の加算プロフイールを作り、上記各方向の
加算プロフイールのカツトオフレベルからイメー
ジデータの最大集積部分を決定し、その後イメー
ジメモリ上から上記最大集積部分を除外すると共
に残りのイメージデータについて上限値と下限値
を算出し、しかる後にその上限値と下限値を用い
て上記イメージデータを階調変換してその階調幅
でデイスプレイにイメージを表示することを特徴
とするシンチレーシヨンカメラのイメージ表示方
法。1 The image data collected by detecting the radiation emitted from the subject's body is transferred to the image memory, and the image data on this image memory is added for each pixel in the X direction and Y direction, and Create an addition profile, determine the maximum accumulation part of the image data from the cut-off level of the addition profile in each direction, and then remove the maximum accumulation part from the image memory and set the upper and lower limit values for the remaining image data. An image display method for a scintillation camera, characterized in that the image data is gradation-converted using the upper and lower limit values, and the image is displayed on a display with the gradation width.