專利名稱：醫(yī)用圖像合成方法及其裝置的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明例如涉及核醫(yī)學(xué)設(shè)備、磁共振成像裝置或者超聲波診斷裝 置等，涉及取得功能圖像的醫(yī)用圖像合成方法及其裝置，所述功能圖背景技術(shù)在醫(yī)用圖像上有形態(tài)圖像和功能圖像(Functional image)。形態(tài)圖 像是用于獲知作為被檢測體例如體內(nèi)的骨骼和腫瘤等的形狀、大小、 活動(dòng)等的圖像。形態(tài)圖像有例如由X射線計(jì)算機(jī)斷層攝影裝置(X射線 CT裝置)取得的CT圖像、由X射線裝置取得的X射線圖像。進(jìn)而形 態(tài)圖像具有由磁共振成像裝置(MRI裝置)取得的形態(tài)圖像、由超聲波 診斷裝置(US)取得的超聲波圖像等。功能圖像是用于獲知體內(nèi)的代謝和循環(huán)等功能的圖像。功能圖像 是例如在核醫(yī)學(xué)設(shè)備中、隨時(shí)間經(jīng)過對(duì)投給體內(nèi)的放射性醫(yī)藥品的行 蹤進(jìn)行追蹤，并把代謝和循環(huán)等功能圖像化后的圖像。功能圖像例如 由單光子放射計(jì)算機(jī)斷層攝影裝置(SPECT裝置)、陽電子放射計(jì)算機(jī) 斷層攝影裝置(PET裝置)等核醫(yī)學(xué)設(shè)備所取得。進(jìn)而功能圖像還具有 由MRI裝置取得的擴(kuò)散圖像(Diffusion image)、由US裝置取得的超 聲波圖像等。作為功能圖像的攝影方法有利用了 PET裝置的FDG成像。 FDG(Fluorodeoxyglucose氟脫氧葡萄糖)是體內(nèi)的肺瘤檢查中使用的
PET裝置用的"F放射性醫(yī)藥品。FDG成像利用比起正常部位葡萄糖 被更多地導(dǎo)入癌部位這一現(xiàn)象而作為癌部位的成像得以利用。另 一方面，由MRI裝置取得的Diffusion成像也作為能夠使癌部 位圖像化的功能圖像而為人們所公知。Diffusion成像因水分子的微小 活動(dòng)(擴(kuò)散)而使MRI信號(hào)的相位略微變化。由此，Diffusion成像是通 過被稱為MPG(Motion Probing Gradient:運(yùn)動(dòng)探測梯度)脈沖的攝像 序列來捕捉MRI信號(hào)的相位變化并使之圖像化的方法。MPG脈沖是的橫磁化自旋的相位偏移的附加傾斜磁場脈沖。在MRI裝置上所用的攝影法中有例如自旋回波法(SE法)和回波 平面成像法(EPI法)。這些攝影法能夠通過適當(dāng)?shù)卦O(shè)定重復(fù)時(shí)間、回 波時(shí)間將對(duì)象原子核素自身的密度等反映在圖像的信號(hào)值上。進(jìn)而， 這些攝影法可以通過在從激勵(lì)脈沖的施加直到回波數(shù)據(jù)收集為止的期 間施加附加傾斜磁場脈沖(MPG脈沖)而對(duì)圖像提供特定的信息。關(guān)于 MRI裝置中的MPG脈沖，例如被專利第3679892號(hào)公才艮所公開。水分子的微小活動(dòng)的擴(kuò)散(Diffusion)相對(duì)于正常部位例如在梗塞 部位變低、在腫瘤部位變高。從而，在Diffusion成像中依照擴(kuò)散的程 度對(duì)正常部位和例如梗塞部位、腫瘤部位等進(jìn)行鑒別。在Diffusion 成像的攝影中以體動(dòng)和呼吸、心拍等生理活動(dòng)的影響較少的超高速成 像法為前提來利用。而且，Diffusion成像的攝影為了提高圖像的SN 比而采用被稱為相控陣線圍的多線圏。最近的軀體擴(kuò)散強(qiáng)調(diào)成像(Body Diffusion Weighted Imaging),將 Diffusion成像的攝影進(jìn)行許多次，并進(jìn)行通過這些攝影取得的各圖像 的加法平均以進(jìn)一步提高圖像的SN比。使用了 PET裝置的FDG成像被用作癌部位的成像。已知在FDG 成像上使用的FDG等的葡萄糖不僅集聚在癌部位，還根據(jù)生理上的 集聚順序集聚在肝臟、腦、飲食后的心臟、腎臟、膀胱、消化管、腺 組織、炎癥部位。為此，F(xiàn)DG成像不僅是癌部位，若是癌部位以外的部位、例如
肝臟部位則血管種、膿瘍、肝內(nèi)膽管炎等、進(jìn)而受到心拍影響的部位也圖像化的可能性較高。即、雖然FDG成像被用作癌部位的成像， 但可靠地作為癌部位得以攝影的可能性較低。其結(jié)果、在讀取由FDG 成像取得的圖像來進(jìn)行診斷的情況下，判斷是癌部位還是癌部位以外 的部位就非常困難。利用了 MRI裝置的Diffusion成像也作為能夠使癌部位圖像化的 功能圖像而為人們所公知。但是，Diffusion成像依照擴(kuò)散程度對(duì)正常 部位和例如梗塞部位、肺瘤部位等進(jìn)行鑒別。為此，Diffusion成像與 使用了 PET裝置的FDG成像同樣，如果是癌部位以外的部位、例如 肝臟部位，則血管種、膿瘍、肝內(nèi)膽管炎等、進(jìn)而受到心拍影響的部 位也圖像化的可能性較高。因此，即便在用Diffusion成像來進(jìn)行診斷 的情況下，判斷是癌部位還是癌部位以外的部位就非常困難。本發(fā)明的目的在于提供一種能夠進(jìn)行功能圖像的成像的醫(yī)用圖 像合成方法及其裝置，與使用單一功能圖像對(duì)癌部位進(jìn)行推定的技術(shù) 相比較，能夠更高精度地進(jìn)行推定。發(fā)明內(nèi)容本發(fā)明第l技術(shù)方案所涉及的醫(yī)用圖像合成方法，包括取得把 被檢測體內(nèi)的功能圖像化后的相互不同的多個(gè)功能圖像；取相互不同 的多個(gè)功能圖像的邏輯積來生成新信息；以及將新信息重疊在被檢測 體內(nèi)的功能圖像的對(duì)應(yīng)位置來進(jìn)行顯示。本發(fā)明第2技術(shù)方案所涉及的醫(yī)用圖像合成方法，包括取得把 被檢測體內(nèi)的功能圖像化后的相互不同的多個(gè)功能圖像；以及取相互 不同的多個(gè)功能圖像的邏輯積來生成新功能圖像。本發(fā)明第3技術(shù)方案所涉及的醫(yī)用圖像合成裝置，具備取入由 多個(gè)醫(yī)用圖像設(shè)備分別取得的相互不同的多個(gè)功能圖像的圖像取入 部；取相互不同的多個(gè)功能圖像的邏輯積來生成新信息的生成部；顯 示器；以及將新信息重疊在上述被檢測體內(nèi)的功能圖像的對(duì)應(yīng)位置并 顯示在顯示器上的顯示部。本發(fā)明第4技術(shù)方案所涉及的醫(yī)用圖像合成裝置，具備取入由 多個(gè)醫(yī)用圖像設(shè)備分別取得的相互不同的多個(gè)功能圖像，取上述相互 不同的多個(gè)功能圖像的邏輯積來生成新功能圖像的圖像生成部。


圖l是表示本發(fā)明所涉及的醫(yī)用圖像合成裝置的第1實(shí)施方式的 功能框圖。圖2是同 一裝置上所使用的PET裝置的概略構(gòu)成圖。圖3是表示由同 一裝置上所使用的PET裝置取得的PET斷層像 之一個(gè)例子的示意圖。圖4是表示由同一裝置上所使用的PET裝置取得的PET體軸橫 斷像之一個(gè)例子的示意圖。圖5是同一裝置上所使用的MRI裝置的概略構(gòu)成圖。圖6是表示由同 一裝置上所使用的MRI裝置取得的MRI斷層像 之一個(gè)例子的示意圖。圖7是表示由同一裝置上所使用的MRI裝置取得的MRI體軸橫 斷像之一個(gè)例子的示意圖。圖8是表示針對(duì)由同 一裝置取得的PET體軸橫斷像和 MRI/Diffusion體軸橫斷像的各位置的計(jì)數(shù)值之一個(gè)例子的圖。圖9是表示針對(duì)由同一裝置中的減法部取得的進(jìn)行了與各閾值的計(jì)數(shù)值之一例的圖。圖IO是表示由同一裝置中的生成部取得的AND圖像的計(jì)數(shù)值之 一個(gè)例子的圖。圖11是表示由同 一裝置中的生成部生成的AND圖像之一個(gè)例子 的示意圖。圖12是表示由同一裝置中的合成部生成的AND圖像與由MRI 裝置取得的形態(tài)圖像的疊加圖像之一個(gè)例子的示意圖。圖13是表示同一裝置中的顯示器的顯示畫面上顯示的圖像的顯
示例的圖。圖14是同一裝置中的醫(yī)用圖像合成流程圖。圖15是表示由同一裝置上所使用的PET裝置取得的第一 PET 圖像之一個(gè)例子的示意圖。圖16是表示由同一裝置上所使用的PET裝置取得的第二 PET 圖像之一個(gè)例子的示意圖。圖17是表示由同 一裝置上所使用的MRI裝置取得的 MRI/Diffusion圖像之一個(gè)例子的示意圖。圖18是表示利用同一裝置中的合成部的新功能圖像的生成作用 的示意圖。圖19是由同一裝置取得的新功能圖像整體的示意圖。 圖20是表示使由同一裝置取得的新功能圖像與MRI形態(tài)圖像疊 加后的疊加圖像的示意圖。
具體實(shí)施方式
以下，參照附圖就本發(fā)明的第1實(shí)施方式進(jìn)行說明。圖1表示醫(yī)用圖像合成裝置的功能框圖。PET裝置1追蹤作為被 檢測體對(duì)人體的體內(nèi)投給例如原子核素18F即FDG的放射性醫(yī)藥品時(shí) 的行蹤，取得利用例如比起正常部位葡萄糖被更多地導(dǎo)入癌部位這一 現(xiàn)象對(duì)癌部位進(jìn)行了成像的功能圖像。圖2表示PET裝置1的概略構(gòu)成圖。PET裝置1呈圓形狀將一對(duì)檢測器2a與2b、 3a與3b.....na與nb進(jìn)行多組排列。 一對(duì)檢測器2a與2b、 3a與3b、 ...、 na與nb，在對(duì)被檢測體5投給FDG的 放射性醫(yī)藥品時(shí)，同時(shí)檢測出從正電子原子核素18F向180度相反方 向放射的伽馬射線時(shí)，輸出1個(gè)計(jì)數(shù)。例如若一對(duì)檢測器2a與2b同 時(shí)檢測出伽馬射線，則此時(shí)一對(duì)檢測器2a與2b輸出1個(gè)計(jì)數(shù)。圖像處理部6取入各一對(duì)檢測器2a、 2b、 3a、 3b..... na、 nb的各計(jì)數(shù)輸出，輸出被檢測體5中的FDG的分布作為斷層像(以下， 稱之為PET斷層像)。圖3表示被檢測體5的PET斷層像PDt之一個(gè)
例子。若在PET裝置1中對(duì)被檢測體5的全身進(jìn)行掃描，則圖像處理 部6對(duì)被檢測體5的各斷層像進(jìn)行圖像重構(gòu)并輸出例如圖4所示的體 軸橫斷像(以下，稱之為PET體軸橫斷像)PD2。MRI裝置7通過Diffusion成像將被檢測體5內(nèi)的癌部位圖像化 (以下，稱之為Diffusion圖像)并輸出。圖5表示MRI裝置7的概略 構(gòu)成圖。MRI裝置7具有磁場發(fā)生用套管8和床臺(tái)9。在床臺(tái)9上載 置被檢測體5。磁場發(fā)生用套管8例如具有超導(dǎo)磁石和傾斜磁場線團(tuán)。 超導(dǎo)磁石發(fā)生靜磁場。傾斜磁場線圏發(fā)生傾斜磁場。磁場部10由超導(dǎo) 磁石和傾斜磁場線團(tuán)分別使靜>#場和傾斜磁場發(fā)生動(dòng)作。在磁場發(fā)生用套管8上設(shè)置有RF線團(tuán)。收發(fā)部ll對(duì)RF線團(tuán)提供高頻信號(hào)，由 RF線圏使高頻磁場發(fā)生并施加給被檢測體5。收發(fā)部11檢測經(jīng)由RF 線團(tuán)對(duì)被檢測體5提供高頻磁場時(shí)的微弱的共振信號(hào)，并作為MRI 信號(hào)進(jìn)行輸出。在MRI裝置7中，因水分子的微小活動(dòng)(擴(kuò)散)而使MRI信號(hào)的 相位略微變化。Diffusion成像通過施加MPG脈沖(附加的傾斜磁場脈 沖)的攝像序列來捕捉MRI信號(hào)的相位變化。圖像處理部12對(duì) Diffusion成像時(shí)的MRI信號(hào)進(jìn)行二維/三維傅立葉變換來重構(gòu) MRI/Diffusion圖像。圖6表示被檢測體5的MRI/Diffusion斷層像 MDi之一個(gè)例子。圖像處理部12對(duì)被檢測體5的各斷層像進(jìn)行圖像 重構(gòu)并取得例如圖7所示的被檢測體5的體軸橫斷像(以下，稱之為 MRI/Diffusion體軸橫斷像)MD2。MRI裝置7在磁場發(fā)生用套管8內(nèi)使靜磁場發(fā)生同時(shí)使傾斜磁 場發(fā)生。在此狀態(tài)下MRI裝置7由RF線團(tuán)使高頻磁場發(fā)生、且借助 于RF線圏檢測出對(duì)被檢測體5施加高頻磁場時(shí)的微弱的共振信號(hào)， 并輸出MR信號(hào)。圖像處理部12對(duì)MRI信號(hào)進(jìn)行二維/三維傅立葉變 換并重構(gòu)MRI形態(tài)圖像。MRI形態(tài)圖像是表示被檢測體5內(nèi)的骨骼 和腫瘤等的形狀、大小、活動(dòng)等的形態(tài)圖像。裝置主體13借助于由CPU、 ROM、 RAM等構(gòu)成的計(jì)算機(jī)而組 成。裝置主體13取入相互不同的多個(gè)功能圖像，并將這些功能圖像疊
加起來生成新功能圖像。相互不同的多個(gè)功能圖像例如是由PET裝置 1取得的PET斷層像PD!或者PET體軸橫斷像PD2。相互不同的多個(gè) 功能圖像是由MRI裝置7取得的MRI/Diffusion斷層像MDi或者 MRI/Diffusion體軸橫斷像MD2。具體而言，裝置主體13具有由CPU等組成的主控制部14、根 據(jù)從主控制部14發(fā)出的指令分別動(dòng)作的圖像取入部15、空間分辨率 對(duì)準(zhǔn)部16、校正部17、位置對(duì)準(zhǔn)部18、減法部19、生成部20、計(jì)數(shù) 存儲(chǔ)器21、計(jì)數(shù)放入部22、合成部23、顯示部24以及存儲(chǔ)部25。圖像取入部15從PET裝置1取入PET斷層像PDi或者PET體 軸橫斷像PD2，將PET斷層像PDi或者PET體軸橫斷像PD2存儲(chǔ)在 存儲(chǔ)部25中。圖像取入部15從MRI裝置7取入MRI/Diffusion斷層 像MDi或者M(jìn)RI/Diffusion體軸橫斷像MD2，將MRI/Diffusion斷層 像MD!或者M(jìn)RI/Diffusion體軸橫斷像MD2存儲(chǔ)在存儲(chǔ)部25中。圖 像取入部15從MRI裝置7取入MRI形態(tài)圖像并存儲(chǔ)在存儲(chǔ)部25中?？臻g分辨率對(duì)準(zhǔn)部16使由PET裝置1取得的PET斷層像PDt 與由MRI裝置7取得的MRI/Diffusion斷層像MDi的空間分辨率對(duì) 準(zhǔn)?？臻g分辨率對(duì)準(zhǔn)部16例如求解PET斷層像PDi和MRI/Diffusion 斷層像MDi的各空間分辨率，使其他功能圖像的空間分辨率相對(duì)于具 有較低的空間分辨率的功能圖像對(duì)準(zhǔn)?？臻g分辨率對(duì)準(zhǔn)部16例如使 MRI/Diffusion斷層像MD!的空間分辨率相對(duì)于PET斷層像PDi的空 間分辨率對(duì)準(zhǔn)?？臻g分辨率對(duì)準(zhǔn)部16使MRI/Diffusion體軸橫斷像 MD2的空間分辨率相對(duì)于PET體軸橫斷像PD2的空間分辨率對(duì)準(zhǔn)。 空間分辨率對(duì)準(zhǔn)部16例如采用把空間分辨率降低的濾波器作為使空間分辨率對(duì)準(zhǔn)的方法。校正部17進(jìn)行由MRI裝置7取得的MRI/Diffusion斷層像MDi 或者M(jìn)RI/Diffusion體軸橫斷像MD2的失真校正。如上述那樣因水分 子的微小活動(dòng)(擴(kuò)散)而使MRI信號(hào)的相位略微變化，所以Diffusion 成像通過被稱為MPG(Motion Probing Gradient)脈沖的攝像序列來捕 捉MRI信號(hào)的相位變化并使之圖像化。MPG脈沖是用于強(qiáng)調(diào)因包含 各圖像像素內(nèi)的對(duì)象原子核素的分子的細(xì)微活動(dòng)引起的橫磁化自旋的 相位偏移的附加傾斜磁場脈沖。附加傾斜磁場脈沖在攝影對(duì)象的速度較慢的情況下就需要與圖像化所需要的傾斜磁場獨(dú)立地加大傾斜磁場強(qiáng)度。特別是MPG需要 加大傾斜磁場強(qiáng)度，有時(shí)候還把使用的裝置的最大傾斜磁場強(qiáng)度的 MPG施加數(shù)十微秒。若施加這種附加傾斜磁場脈沖，就有因補(bǔ)償通過 附加傾斜磁場脈沖的施加而產(chǎn)生的渦流磁場的渦流磁場補(bǔ)償電路的調(diào) 整偏差等的影響，在回波收集中產(chǎn)生攝像不需要的磁場分布之類的問 題。因不需要的磁場分布的發(fā)生，引起圖像失真等相位分量的變化等 的情況被大量報(bào)告。抑制因施加這種附加傾斜磁場脈沖而產(chǎn)生的圖像的失真等的方 法，例如被上述專利第3679892號(hào)公報(bào)所公開。專利第3679892號(hào)公共振成像裝置中，具備為了校正因施加附加傾斜磁場脈沖而產(chǎn)生的圖 像質(zhì)量劣化，而變更圖像化中的回波信號(hào)檢波的中心頻率的頻率變更 部件。從而，校正部17采用例如專利第3679892號(hào)公報(bào)所公開的方法 來進(jìn)行MRI/Diffusion斷層像MD!或MRI/Diffusion體軸橫斷像MD2 的失真校正。位置對(duì)準(zhǔn)部18進(jìn)行由空間分辨率對(duì)準(zhǔn)部16對(duì)空間分辨率經(jīng)過對(duì) 準(zhǔn)后的各功能圖像的位置對(duì)準(zhǔn)。位置對(duì)準(zhǔn)部18例如進(jìn)行PET斷層像 PDi與MRI/Diffusion斷層像MDi的位置對(duì)準(zhǔn)。位置對(duì)準(zhǔn)部18例如進(jìn) 行PET體軸橫斷像PD2與MRI/Diffusion體軸橫斷像MD2的位置對(duì) 準(zhǔn)。此外，為了簡化說明，利用PET體軸橫斷像PD2與MRI/Diffusion 體軸橫斷像MD2來進(jìn)行說明。減法部19除去由位置對(duì)準(zhǔn)部18經(jīng)過位置對(duì)準(zhǔn)后的各功能圖像中 分別包含的噪聲分量。減法部19設(shè)定例如除去PET體軸橫斷像PD2 和MRI/Diffusion體軸橫斷像MD2中分別包含的噪聲分量用的各閾 值。減法部19從PET體軸橫斷像PD2中減去閾值，且從MRI/Diffusion 體軸橫斷像MD2中減去閾值。
圖8表示針對(duì)PET體軸橫斷像PD2和MRI/Diffusion體軸橫斷像 MD2的各位置的計(jì)數(shù)值之一例。計(jì)數(shù)值是通過一對(duì)檢測器2a與2b、3a與3b.....na與nb對(duì)伽馬射線同時(shí)進(jìn)行了檢測的計(jì)數(shù)值。減法部19對(duì)PET體軸橫斷像PD2設(shè)定閾值Tlh，從PET體軸橫斷像PD2減 去閾值Tlh，計(jì)算出圖9所示的PET體軸橫斷像PD2。與此同時(shí)減法 部19對(duì)MRI/Diffusion體軸橫斷像MD2設(shè)定閾值Th2 ，從 MRI/Diffusion體軸橫斷像MD2減去閾值Th2，計(jì)算出圖9所示的 MRI/Diffusion體軸橫斷像MD2。生成部20取由減法部19分別減去各閾值后的各功能圖像的邏輯 積(AND)并生成新功能圖像(以下，稱之為AND圖像)。生成部20例 如取圖9所示的PET體軸橫斷像PD2與MRI/Diffusion體軸橫斷像 MD2的邏輯積(AND)并生成如圖10所示那樣的AND圖像。圖11表 示AND圖像AD的示意例。AND圖像AD中出現(xiàn)的各部位d、 C2 推定為癌的概率較高。生成部20所生成的新AND圖4象AD，由多個(gè)4象素組成。AND圖 像AD中的計(jì)數(shù)值自身例如在推定為癌上沒有含意。在通過一對(duì)檢測 器2a與2b、 3a與3b、…、na與nb同時(shí)檢測出伽馬射線時(shí)，例如一 對(duì)檢測器2a、 2b輸出l個(gè)計(jì)數(shù)。圖像處理部6取入各一對(duì)檢測器2a 與2b、 3a與3b、 ...、 na與nb的各計(jì)數(shù)輸出，并作為被檢測體5的 PET斷層像進(jìn)行輸出。從而，對(duì)AND圖像AD中的多個(gè)像素之中、計(jì)數(shù)在有意義的計(jì) 數(shù)以上、例如具有與推定為癌相當(dāng)?shù)挠?jì)數(shù)以上的像素埋入適當(dāng)?shù)暮愣?計(jì)數(shù)值。由此各功能圖像、例如PET斷層像PDt與MRI/Diffusion斷 層像MDi的AND圖像AD得以生成。為此裝置主體13具有計(jì)數(shù)存儲(chǔ) 器21、計(jì)數(shù)放入部22與合成部23。計(jì)數(shù)存儲(chǔ)器21例如對(duì)應(yīng)于PET體軸橫斷像PD2與MRI/Diffusion 體軸橫斷像MD2的AND圖像AD中的各像素，存儲(chǔ)基于投給被檢測 體5的放射性醫(yī)藥品、例如原子核素18F即FDG的伽馬射線檢測之際 發(fā)生的位置信號(hào)的計(jì)數(shù)值。
計(jì)數(shù)放入部22若計(jì)數(shù)存儲(chǔ)器21中所存儲(chǔ)的計(jì)數(shù)值在預(yù)先設(shè)定的 閾值以上，則對(duì)該像素將恒定計(jì)數(shù)值放入AND圖像。合成部23接受由計(jì)數(shù)放入部22放入了恒定計(jì)數(shù)值的AND圖像 AD，并對(duì)此AND圖像AD使形態(tài)圖像、例如由MRI裝置7取得的 MRI形態(tài)進(jìn)行疊加。合成部23并不限于MRI裝置7，還可以使由能 夠取得形態(tài)圖像的醫(yī)用圖像設(shè)備取得的形態(tài)圖像對(duì)AND圖像進(jìn)行疊 加。能夠取得形態(tài)圖像的醫(yī)用圖像設(shè)備例如是X射線計(jì)算機(jī)斷層攝影、 X射線裝置或者超聲波診斷裝置。圖12表示AND圖像AD與由MRI 裝置7取得的MRI形態(tài)圖像的疊加圖像KD之一個(gè)例子。顯示部24在顯示器26的顯示畫面上顯示由生成部20生成的 AND圖像AD。顯示部24例如圖13所示那樣將AND圖像AD、由 PET裝置1取得的PET體軸橫斷像PD2、由MRI裝置7取得的 MRI/Diffusion體軸橫斷像MD2并列進(jìn)行顯示。顯示部24并列顯示由 合成部23取得的AND圖像AD與由MRI裝置7取得的MRI形態(tài)圖 像的疊加圖像KD。其次，按照?qǐng)D14所示的醫(yī)用圖4象合成流程圖就利用如上述那樣 所構(gòu)成的裝置的醫(yī)用圖像合成進(jìn)行說明。作為被檢測體在人體的體內(nèi)投給例如原子核素18F即FDG的放 射性醫(yī)藥品。PET裝置1追蹤作為被檢測體在人體的體內(nèi)投給了例如 原子核素18F即FDG的放射性醫(yī)藥品時(shí)的行蹤，輸出利用例如比起正 常部位葡萄糖被更多地導(dǎo)入癌部位這一事實(shí)對(duì)癌部位進(jìn)行了成像的功 能圖像、例如圖3所示那樣的被檢測體5的PET斷層像PDh如果在 PET裝置1中對(duì)被檢測體5的全身進(jìn)行掃描，則圖像處理部6對(duì)被檢 測體5的各斷層像進(jìn)行圖像重構(gòu)并輸出例如圖4所示的PET體軸橫斷像PD2。另 一方面，MRI裝置7通過Diffusion成4象取得例如圖6所示那 樣的被檢測體5的MRI/Diffusion斷層像MD^ MRI裝置7對(duì)被檢測 體5的各斷層像進(jìn)行圖像重構(gòu)取得例如圖7所示那樣的MRI/Diffusion 體軸橫斷像MD2。 MRI裝置7還取得表示被檢測體5內(nèi)的骨骼和胂瘤
等的形狀、大小、活動(dòng)等的作為形態(tài)圖像的MRI形態(tài)圖像。其次，圖像取入部15例如從PET裝置1取入PET體軸橫斷像 PD2并存儲(chǔ)在存儲(chǔ)部25中。圖像取入部15從MRI裝置7取入 MRI/Diffusion體軸橫斷像MD2并存儲(chǔ)在存儲(chǔ)部25中。另外，圖像取 入部15從MRI裝置7取入作為形態(tài)圖像的MRI圖像并存儲(chǔ)在存儲(chǔ)部 25中。其次，空間分辨率對(duì)準(zhǔn)部16在步驟#1中，求解由PET裝置1 取得的PET體軸橫斷像PD2和由MRI裝置7取得的MRI/Diffusion 體軸橫斷像MD2的各空間分辨率?？臻g分辨率對(duì)準(zhǔn)部16使其它功能 圖像的空間分辨率相對(duì)于具有較低的空間分辨率的功能圖像對(duì)準(zhǔn)、例 如使MRI/Diffusion體軸橫斷像MD2的空間分辨率相對(duì)于PET體軸 橫斷像PD2的空間分辨率對(duì)準(zhǔn)。在此情況下，空間分辨率對(duì)準(zhǔn)部16 例如采用把空間分辨率降低的濾波器作為使空間分辨率對(duì)準(zhǔn)的方法。其次，校正部17在步驟#2中，進(jìn)行由MRI裝置7取得的 MRI/Diffusion體軸橫斷像MD2的失真校正。進(jìn)行此失真校正是為了 抑制MRI裝置7中的因施加附加傾斜磁場脈沖而產(chǎn)生的圖像的失真 等。其次，位置對(duì)準(zhǔn)部18在步驟#3中，進(jìn)行由空間分辨率對(duì)準(zhǔn)部16 對(duì)空間分辨率經(jīng)過對(duì)準(zhǔn)后的PET體軸橫斷像PD2與MRI/Diffusion體 軸橫斷像MD2的位置對(duì)準(zhǔn)。其次，減法部19在步驟#4中設(shè)定除去由位置對(duì)準(zhǔn)部18經(jīng)過位置 對(duì)準(zhǔn)后的PET體軸橫斷像PD2和MRI/Diffusion體軸橫斷像MD2中 分別包含的噪聲分量用的各閾值。咸法部19例如針對(duì)圖8中的PET 體軸橫斷像PD2和MRI/Diffusion體軸橫斷像MD2的各位置的伽馬射 線的同時(shí)檢測時(shí)的計(jì)數(shù)值所示那樣，對(duì)PET體軸橫斷像PD2設(shè)定閾值 Thp且對(duì)MRI/Diffusion體軸橫斷像MD2設(shè)定閾值Th2。減法部19從PET體軸橫斷像PD2減去閾值Tlu計(jì)算出圖9所示 的PET體軸橫斷像PD2。與此同時(shí)減法部19從MRI/Diffusion體軸 橫斷像MD2減去閾值Th2計(jì)算出圖9所示的MRI/Diffusion體軸橫斷
像MD2。其次，生成部20在步驟#5中，取由減法部19計(jì)算出的圖9所示 的PET體軸橫斷像PD2與MRI/Diffusion體軸橫斷像MD2的邏輯積 (AND)并生成圖10所示的AND圖像AD。圖11表示AND圖像AD 的示意例。AND圖像AD上出現(xiàn)的各部位d、 C2表示圖IO所示的計(jì) 數(shù)值較大之處，推定為癌的概率較高。在這一時(shí)間點(diǎn)上，顯示部24 接受由生成部20生成的AND圖像AD，并將AND圖像AD顯示在顯 示器26的顯示畫面上。具體而言，對(duì)AND圖像AD中的多個(gè)像素之中、計(jì)數(shù)在有意義 的計(jì)數(shù)以上、例如具有與推定為癌相當(dāng)?shù)挠?jì)數(shù)以上的像素埋入適當(dāng)?shù)?恒定計(jì)數(shù)值。由此各功能圖像、例如PET斷層像PDt與MRI/Diffusion 斷層像MDi的AND圖像AD得以生成。即、計(jì)數(shù)存儲(chǔ)器21例如對(duì)應(yīng)于PET體軸橫斷像PD2與 MRI/Diffusion體軸橫斷像MD2的AND圖像AD中的各像素，存儲(chǔ)基 于投給被檢測體5的放射性醫(yī)藥品、例如原子核素18F即FDG的伽馬 射線檢測之際發(fā)生的位置信號(hào)的計(jì)數(shù)值。計(jì)數(shù)放入部22在步驟#6中，若計(jì)數(shù)存儲(chǔ)器21中所存儲(chǔ)的計(jì)數(shù)值 在預(yù)先^1定的閾值以上，則對(duì)該像素將恒定計(jì)數(shù)值放入AND圖像。 由此在AND圖像AD中對(duì)預(yù)先設(shè)定的閾值以上的像素放入恒定的計(jì) 數(shù)值，例如在預(yù)先設(shè)定的閾值以上的例如癌部位，成為計(jì)數(shù)值變大而 得以強(qiáng)調(diào)的圖像。其次，合成部23在步驟#7中，接受由計(jì)數(shù)放入部22放入了恒定 計(jì)數(shù)值的AND圖像AD，并對(duì)此AND圖像AD使形態(tài)圖像、例如由 MRI裝置7取得的MRI形態(tài)進(jìn)行疊加。例如，合成部23使圖12所 示那樣的AND圖像AD與由MRI裝置7取得的MRI形態(tài)圖像疊加 起來取得疊加圖像KD。顯示部24在顯示器26的顯示畫面上顯示由生成部20生成的 AND圖像AD。顯示部24例如圖13所示那樣將AND圖像AD、由 PET裝置1取得的PET體軸橫斷像PD2、由MRI裝置7取得的
MRI/Diffusion體軸橫斷像MD2并列進(jìn)行顯示。顯示部24并列顯示由 合成部23取得的AND圖像AD與由MRI裝置7取得的MRI形態(tài)圖 像的疊加圖像KD。這樣一來根據(jù)上述第1實(shí)施方式，生成由PET裝置1取得的PET 體軸橫斷像PD2與由MRI裝置7取得的MRI/Diffusion體軸橫斷像 MD2的AND圖像AD，并顯示在顯示器26的顯示畫面上。在這里， PET體軸橫斷像PD2及MRI/Diffusion體軸橫斷像MD2分別是表示癌 部位的推定概率較低、且僅表示癌部位有無的圖像。即使是這種圖像， 也取得PET體軸橫斷像PD2與MRI/Diffusion體軸橫斷像MD2的AND 圖像AD。由此，在AND圖像AD上出現(xiàn)的各部位d、 <:2得以強(qiáng)調(diào)、 推定為癌的概率變高。各癌部位d、 Q應(yīng)當(dāng)在PET體軸橫斷像PD2及MRI/Diffusion 體軸橫斷像MD2的各圖像上顯示出來。而且，癌部位以外應(yīng)當(dāng)不會(huì)在 PET體軸橫斷像PD2及MRI/Diffusion體軸橫斷像MD2的兩圖像上顯 示出來，而在某一方顯示出來。如果取得PET體軸橫斷像PD2與MRI/Diffusion體軸橫斷像MD2 的AND圖像AD，則AND圖像AD上顯示出來的各部位d、 C2，癌 的可能性變得非常高。從而，比只是對(duì)單獨(dú)的功能圖像、例如對(duì)PET 體軸橫斷像PD2疊加MRI形態(tài)圖像等的形態(tài)圖像而生成的圖像概率 更高地在圖像上明示癌部位d、 C2。計(jì)數(shù)存儲(chǔ)器21例如對(duì)應(yīng)于PET體軸橫斷像PD2與MRI/Diffusion 體軸橫斷像MD2的AND圖像AD中的各像素，存儲(chǔ)在基于投給被檢 測體5的放射性醫(yī)藥品、例如原子核素18F即FDG的伽馬射線檢測之 際發(fā)生的位置信號(hào)的計(jì)數(shù)值。如果計(jì)數(shù)存儲(chǔ)器21中所存儲(chǔ)的計(jì)數(shù)值在 預(yù)先設(shè)定的閾值以上，計(jì)數(shù)放入部22就對(duì)該像素將恒定的計(jì)數(shù)值放入 AND圖像AD。由此，例如在預(yù)先設(shè)定的閾值以上的例如癌部位，就 成為計(jì)數(shù)值變大而得以強(qiáng)調(diào)的圖像。能夠進(jìn)一步增高各部位d、 C2 推定為癌的概率。顯示部24在顯示器26的顯示畫面上顯示以下的各圖像，即、顯 示部24顯示由生成部20所生成的AND圖像AD。顯示部24例如如 圖13所示那樣將AND圖像AD、由PET裝置1取得的PET體軸橫 斷像PD2、和由MRI裝置7取得的MRI/Diffusion體軸橫斷像MD2 并列進(jìn)行顯示。顯示部24并列顯示由合成部23取得的疊加圖像KD。 由此，通過觀察顯示器26的顯示畫面上所顯示的各圖像，就可以作為 癌部位的場所確定各部位d、 C2。由MRI裝置7取得的MRI形態(tài)圖像能夠得知作為被檢測體5例 如體內(nèi)的骨骼和腫瘤等的形狀、大小、活動(dòng)等。從而，如果顯示AND 圖像AD與MRI形態(tài)圖像的疊加圖像KD，就易于確定各部位d、C2的場所作為癌部位。此外，上述第1實(shí)施方式，為了簡化說明，使用PET體軸橫斷 像PD2和MRI/Diffusion體軸橫斷像MD2進(jìn)行了說明。不言而喻并不 限于此，還可以求解由PET裝置1取得的PET斷層像PDi與由MRI 裝置7取得的MRI/Diffusion斷層像MDi的AND圖像。簡單地進(jìn)行說明，就是空間分辨率對(duì)準(zhǔn)部16在步驟#1中對(duì)PET 斷層像PDi與MRI/Diffusion斷層像MD!的空間分辨率進(jìn)行對(duì)準(zhǔn)。其次，校正部17在步驟#2中進(jìn)行MRI/Diffusion斷層像MD!的 失真校正。其次，位置對(duì)準(zhǔn)部18在步驟#3中進(jìn)行由空間分辨率對(duì)準(zhǔn)部16 對(duì)空間分辨率經(jīng)過對(duì)準(zhǔn)后的PET斷層像PDt與MRI/Diffusion斷層像 MDi的位置對(duì)準(zhǔn)。其次，減法部19在步驟#4中，設(shè)定除去由位置對(duì)準(zhǔn)部18經(jīng)過位 置對(duì)準(zhǔn)的PET斷層像PDi和MRI/Diffusion斷層像MDi中分別包含 的噪聲分量用的各閾值，并進(jìn)行減法運(yùn)算。其次，生成部20在步驟弁5中取得由減法部19計(jì)算出的PET斷 層像與MRI/Diffusion斷層像]VQ^的邏輯積(AND)并生成AND 圖像。此AND圖像AD被顯示在顯示器26的顯示畫面上。計(jì)數(shù)存儲(chǔ)器21例如對(duì)應(yīng)于PET斷層像PDi與MRI/Diffusion斷 層像MDt的AND圖像AD中的各像素，存儲(chǔ)基于投給被檢測體5的
放射性醫(yī)藥品的伽馬射線檢測之際發(fā)生的位置信號(hào)的計(jì)數(shù)值。計(jì)數(shù)放入部22在步驟#6中如果存儲(chǔ)在計(jì)數(shù)存儲(chǔ)器21中的計(jì)數(shù)值 在預(yù)先設(shè)定的閾值以上，則對(duì)該像素將恒定的計(jì)數(shù)值放入AND圖像 AD。由此在AND圖像AD中對(duì)預(yù)先設(shè)定的閾值以上的像素放入恒定 的計(jì)數(shù)值，所以例如在預(yù)先設(shè)定的閾值以上的例如癌部位，成為計(jì)數(shù) 值變大而得以強(qiáng)調(diào)的圖像。其次，合成部23在步驟#7中，接受由計(jì)數(shù)放入部22放入了恒定 計(jì)數(shù)值的AND圖像AD，并取得對(duì)此AND圖像AD疊加了形態(tài)圖像、 例如由MRI裝置7取得的MRI形態(tài)圖像的疊加圖像。顯示部24在顯示器26的顯示畫面上顯示由生成部20生成的 AND圖像。顯示部24將AND圖像、PET斷層像PDi 、和MRI/Diffusion 斷層像MDi并列進(jìn)行顯示。顯示部24并列顯示由合成部23取得的疊 加圖像。其次，就其它實(shí)施方式進(jìn)行說明。在上述第1實(shí)施方式中，作為取得功能圖像的醫(yī)用圖像設(shè)備就 PET裝置1和MRI裝置7的Diffusion成像進(jìn)行了說明，但并不限于 此，還可以使用SPECT裝置或者US裝置。并不限于PET體軸橫斷像PD2與MRI/Diffusion體軸橫斷像MD2 的AND圖像，還可以生成多個(gè)功能圖像的AND圖像。例如還可以生 成PET體軸橫斷像PD2、 MRI/Diffusion體軸橫斷像MD2、由SPECT 裝置取得的功能圖像、以及由US裝置取得的功能us圖像之中至少兩 個(gè)功能圖像的AND圖像。AND圖像例如還可以分別對(duì)由PET裝置1取得的多個(gè)PET斷層 像PDp或者多個(gè)PET體軸橫斷像PD2進(jìn)行邏輯積運(yùn)算(AND)而生 成。在此情況下，多個(gè)PET斷層像PDp或者多個(gè)PET體軸橫斷像 PD2是例如分別對(duì)攝影時(shí)刻不同的圖像進(jìn)行邏輯積運(yùn)算(AND)。在上述第1實(shí)施方式中，生成PET體軸橫斷像PD2與 MRI/Diffusion體軸橫斷像MD2的AND圖像AD，并生成對(duì)此AND 圖像AD與由MRI裝置7取得的形態(tài)圖像經(jīng)過疊加后的圖像KD,但 也可以對(duì)AND圖像AD疊加由SPECT裝置或者US裝置取得的功能 圖像。取得形態(tài)圖像的醫(yī)用圖像設(shè)備并不限于MRI裝置2，還可以采 用X射線CT裝置、X射線裝置或者US裝置。在上述第1實(shí)施方式中，就生成PET圖像與MRI/Diffusion圖像 的AND圖像，并在此AND圖像上疊加MRI形態(tài)圖《象的Fusion (融 合)圖像的生成進(jìn)行了說明。作為Fusion圖像，還可以疊加如下取得 的各形成圖像。例如，利用PET圖像與MRI形態(tài)圖像的偏差圖像來 進(jìn)行生成。利用MRI/Diffusion圖像與MRI形態(tài)圖像的偏差圖像來進(jìn) 行生成。利用PET圖像與MRI/Diffusion圖像的偏差圖像來進(jìn)行生成。 生成PET圖像與MRI/Diffusion圖像的AND圖像，并利用此AND圖 像與MRI形態(tài)圖像的偏差圖像來進(jìn)行生成。生成PET圖像與 MRI/Diffusion圖像的AND圖像，并利用此AND圖像與PET圖像的 偏差圖像來進(jìn)行生成。生成PET圖像與MRI/Diffusion圖像的AND 圖像，并利用此AND圖像與MRI/Diffusion圖像的偏差圖像來進(jìn)行生 成。AND圖像的創(chuàng)建并不限于2張功能圖像、例如PET圖像和 MRI/Diffusion圖像。AND圖像的創(chuàng)建還可以使用3張以上的功能圖 像、例如第一 PET圖像、第二 PET圖像、和MRI/Diffusion圖像。 在此情況下，第一 PET圖像和笫二 PET圖像在例如投給被檢測體5 的放射性醫(yī)藥品的種類或者進(jìn)行收集的日期時(shí)間上不同。其次，就本發(fā)明的第2實(shí)施方式進(jìn)行說明。此外，就與上述笫l 實(shí)施方式的不同之處進(jìn)行說明。裝置主體13取得把被檢測體內(nèi)的功能圖像化后的相互不同的至 少3張以上的功能圖像，取這些功能圖像之中具有預(yù)先設(shè)定的比例以 上的圖像并生成新功能圖像。即、圖像取入部15取入把被檢測體內(nèi)的 功能圖像化后的相互不同的至少3張以上的功能圖像。例如圖像取入 部15從PET裝置l取入例如圖15所示的第一PET圖像PDw、例
像PDn在例如投給被檢測體5的放射性醫(yī)藥品的種類上不同。圖像取 入部15從MRI裝置7取入例如圖17所示的MRI/Diffusion圖像1\ )1()。如果第一 PET圖像PD10、第二 PET圖像PDU、 MRI/Diffusion 圖像MD1()之間的同一部分中具有規(guī)定的像素值的比例在預(yù)先設(shè)定的 比例以上，裝置主體13就取該像素值的部分并生成新功能圖像。具體地進(jìn)行說明。第一 PET圖像PD10、第二 PET圖像PDu、 和MRI/Diffusion圖像MDkj是分別由多個(gè)像素組成?？臻g分辨率對(duì)準(zhǔn)部16對(duì)第一 PET圖像PD1()、第二 PET圖像 PDU、和MRI/Diffusion圖像MD10的空間分辨率進(jìn)行對(duì)準(zhǔn)。其次，校正部17進(jìn)行MRI/Diffusion圖像MD10的失真校正。其次，位置對(duì)準(zhǔn)部18進(jìn)行由空間分辨率對(duì)準(zhǔn)部16對(duì)空間分辨率 經(jīng)過對(duì)準(zhǔn)的第一 PET圖像PD10 、第二 PET圖像PDu 、和MRI/Diffusion 圖像MD^的位置對(duì)準(zhǔn)。其次，如果第一 PET圖像PD10、第二 PET圖像PDU、和 MRI/Diffusion圖像MD1()之間的同 一部分中具有規(guī)定的像素值的比例 小于等于預(yù)先設(shè)定的比例，合成部23就取該像素值的部分并生成新功 能圖像。即，圖18表示第一PET圖像PDw、第二PET圖像PDn、 和MRI/Diffusion圖像MDw的同一部分中的nxn矩陣的像素的計(jì)數(shù) 值。以下省略為nxn像素的計(jì)數(shù)值。n是正整數(shù)。為了簡化說明同圖 表示為2x2像素中的計(jì)數(shù)值。各像素的位置是例如Pi p4。如果第一 PET圖像PDw、笫二 PET圖像PD"、和MRI/Diffusion 圖像MD^這3張圖像之中例如2張圖像的像素的計(jì)數(shù)值為"l"，合成 部23就將該像素設(shè)為"l，，并生成新功能圖像QD。即、如果3張圖像 之中3分之2以上的比例是"l"，就將該像素設(shè)為"l"并生成新功能圖 像QD。這一比例并不限于3分之2，還可以任意地進(jìn)行設(shè)定。從而，如果規(guī)定的像素值具有"1，，的比例被設(shè)定成3分之2，例如 圖18所示那樣如果PET圖像PDk)的像素Pi為"l"，笫二 PET圖像 PDn的像素pi為"l"， MRD/Diffusion圖像MDnj的像素Pi為"O"，合 成部23就將新功能圖像QD的像素pi設(shè)為"l"來進(jìn)行生成。如果第一 PET圖像PDw的像素p2為"l",第二PET圖像PDu的像素p2為"l"， MRI/Diffusion圖像MD10的像素p2為"1"，合成部23就將新功能圖像 QD的像素p2設(shè)為"l"來進(jìn)行生成。以下，同樣如此，合成部23將新 功能圖像QD的像素p3設(shè)為"0"來進(jìn)行生成，將新功能圖像QD的像素P4設(shè)為"0"來進(jìn)行生成。圖19表示新功能圖像QD的整體示意圖。第一PET困像PDh)、 第二PET圖像PDn、和MRI/Diffusion圖像MDn)這3張圖像之中例 如2張圖像的像素的計(jì)數(shù)值為"l"的各部位do、 C 、 Cu出現(xiàn)在新功 能圖像QD上。計(jì)數(shù)放入部22對(duì)計(jì)數(shù)值成為"l"的例如各像素Pp p2放入恒定的 計(jì)數(shù)值。由此，例如被推定為癌部位的各部位Cm、 Cu、 C12，成為計(jì) 數(shù)值變大而得以強(qiáng)調(diào)的圖像。其次，合成部23取得對(duì)新功能圖像QD疊加了形態(tài)圖像、例如 由MRI裝置7取得的MRI形態(tài)圖像的疊加圖像HD。圖20表示使新 功能圖像QD與MRI形態(tài)圖像進(jìn)行了疊加的疊加圖像HD。顯示部24在顯示器26的顯示畫面上顯示由生成部20生成的新 功能圖像QD。顯示部24將新功能圖像QD、 PET斷層像PD"和 MRI/Diffusion斷層像MD!并列進(jìn)行顯示。顯示部24顯示對(duì)新功能圖 像QD疊加了形態(tài)圖像、例如由MRI裝置7取得的MRI形態(tài)圖像的 疊加圖像HD。這樣一來根據(jù)第2實(shí)施方式，如果第一PET圖像PDw第二PET 圖像PDn、和MRI/Diffusion圖像MD^之間的同一部分中具有規(guī)定 的像素值"l，，的比例在預(yù)先設(shè)定的比例、例如3分之2以上，就取該像 素值的部分并生成新功能圖像QD，所以不言而喻將起到與上述第1 實(shí)施方式同樣的效果。另外的特征和變形可由本領(lǐng)域技術(shù)人員容易地想到。因此，本發(fā)明在其更寬的方面并不限于這里所描述和表示的特定細(xì)節(jié)和代表性實(shí) 施方式。從而，在不脫離由附加的權(quán)利要求及其等同物所規(guī)定的概括 性發(fā)明概念的精神和范圍內(nèi)，可進(jìn)行各種各樣的變形。
權(quán)利要求
1.一種醫(yī)用圖像合成方法，其特征在于包括:取上述相互不同的多個(gè)功能圖像的邏輯積并生成新信息；以及 將上述新信息重疊在上述被檢測體內(nèi)的上述功能圖像的對(duì)應(yīng)位 置來進(jìn)行顯示。
2. —種醫(yī)用圖像合成方法，其特征在于包括 取得把被檢測體內(nèi)的功能圖像化后的相互不同的多個(gè)功能圖像；以及取上述相互不同的多個(gè)功能圖像的邏輯積來生成新功能圖像。
3. 按照權(quán)利要求2所述的醫(yī)用圖像合成方法，其特征在于 使上述相互不同的多個(gè)功能圖像的各空間分辨率對(duì)準(zhǔn)；以及 取上述各空間分辨率經(jīng)過對(duì)準(zhǔn)后的上述多個(gè)功能圖像的邏輯積并生成上述新功能圖像。
4. 按照權(quán)利要求2所述的醫(yī)用圖像合成方法，其特征在于 相對(duì)于具有上述多個(gè)功能圖像的各空間分辨率之中、最低的上述空間分辨率的上述功能圖像，使其它上述各功能圖像的上述空間分辨 率對(duì)準(zhǔn)。
5. 按照權(quán)利要求1或2所述的醫(yī)用圖像合成方法，其特征在于 上述相互不同的多個(gè)功能圖像通過磁共振成像、陽電子放射計(jì)算機(jī)斷層攝影、單光子放射計(jì)算機(jī)斷層攝影或者超聲波診斷裝置的各醫(yī) 用圖像設(shè)備之中的任意一種醫(yī)用圖像設(shè)備而取得。
6. 按照權(quán)利要求1或2所述的醫(yī)用圖像合成方法，其特征在于 上述相互不同的多個(gè)功能圖像具有通過核醫(yī)學(xué)設(shè)備而取得的圖 像、和通過磁共振成像而取得的圖像。
7. 按照權(quán)利要求6所述的醫(yī)用圖像合成方法，其特征在于 通過上述磁共振成像而取得的上述圖像具有擴(kuò)散圖像。
8. 按照權(quán)利要求1或2所述的醫(yī)用圖像合成方法，其特征在于 上述相互不同的多個(gè)功能圖像具有通過陽電子放射計(jì)算機(jī)斷層攝影而取得的圖像、和通過單光子放射計(jì)算機(jī)斷層攝影而取得的圖像。
9. 按照權(quán)利要求1或2所述的醫(yī)用圖像合成方法，其特征在于 上述相互不同的多個(gè)功能圖像分別通過核醫(yī)學(xué)設(shè)備而取得、且投給上述被檢測體的放射性醫(yī)藥品不同。
10. 按照權(quán)利要求1或2所述的醫(yī)用圖像合成方法，其特征在于 上述相互不同的多個(gè)功能圖像分別通過同一醫(yī)用圖像設(shè)備而取得、且被取得的時(shí)刻各自不同。
11. 按照權(quán)利要求2所述的醫(yī)用圖像合成方法，其特征在于還包括對(duì)于上述新功能圖像、合成把上述被檢測體的至少形狀圖像化后 的形態(tài)圖像。
12. —種醫(yī)用圖像合成方法，其特征在于包括使用通過陽電子放射計(jì)算機(jī)斷層攝影而取得的功能圖像、和通過 磁共振成像而取得的擴(kuò)散圖像作為相互不同的多個(gè)功能圖像；使上述擴(kuò)散圖像的空間分辨率與上述功能圖像的空間分辨率對(duì)準(zhǔn)；進(jìn)行上述擴(kuò)散圖像的失真校正； 進(jìn)行上述空間分辨率經(jīng)過對(duì)準(zhǔn)后的上述功能圖像與經(jīng)過上述失真校正后的上述擴(kuò)散圖像的位置對(duì)準(zhǔn)；以及取這些經(jīng)過位置對(duì)準(zhǔn)的上述功能圖像與上述擴(kuò)散圖像的邏輯積 來生成新功能圖像。
13. 按照權(quán)利要求12所述的醫(yī)用圖像合成方法，其特征在于 上述新功能圖像由多個(gè)像素組成，對(duì)應(yīng)于上述多個(gè)像素存儲(chǔ)在基于投給上述被檢測體的放射性醫(yī)藥品的伽馬射線檢測之際發(fā)生的位置 信號(hào)的計(jì)數(shù)值；以及如果上述計(jì)數(shù)值在預(yù)先設(shè)定的閾值以上，則對(duì)該像素存儲(chǔ)恒定的 計(jì)數(shù)值。
14. 一種醫(yī)用圖像合成方法，其特征在于包括功能圖#^; , 乂 " 、基于上述相互不同的至少3張以上的功能圖像之中具有預(yù)先設(shè)定 的比例以上的圖像部分生成新功能圖像。
15. 按照權(quán)利要求14所述的醫(yī)用圖像合成方法，其特征在于 如果上述相互不同的至少3張以上的功能圖像間的同 一部分中具有規(guī)定的像素值的比例在上述預(yù)先設(shè)定的比例以上，則基于具有上述 預(yù)先設(shè)定的比例以上的上述像素值的部分生成上述新功能圖像。
16. 按照權(quán)利要求14所述的醫(yī)用圖像合成方法，其特征在于還包括對(duì)于上述新功能圖像、合成把上述被檢測體的至少形狀圖像化后 的形態(tài)圖像。
17. —種醫(yī)用圖像合成裝置，其特征在于包括圖像取入部，取入由多個(gè)醫(yī)用圖像設(shè)備分別取得的相互不同的多個(gè)功能圖像；生成部，取上述相互不同的多個(gè)功能圖像的邏輯積并生成新信息；顯示器；以及顯示部，將上述新信息重疊在上述被檢測體內(nèi)的上述功能圖像的 對(duì)應(yīng)位置并顯示在上述顯示器上。
18. —種醫(yī)用圖像合成裝置，其特征在于包括圖像生成部，取入由多個(gè)醫(yī)用圖像設(shè)備分別取得的相互不同的多 個(gè)功能圖像，取上述相互不同的多個(gè)功能圖像的邏輯積并生成新功能 圖像。
19. 按照權(quán)利要求18所述的醫(yī)用圖像合成裝置，其特征在于 上述圖像生成部具有空間分辨率對(duì)準(zhǔn)部，使上述相互不同的多個(gè)功能圖像的各空間分 辨率對(duì)準(zhǔn)；以及生成部，取上述各空間分辨率經(jīng)過對(duì)準(zhǔn)的上述多個(gè)功能圖像的邏 輯積來生成上述新功能圖像。
20. 按照權(quán)利要求18所述的醫(yī)用圖像合成裝置，其特征在于 上述空間分辨率對(duì)準(zhǔn)部相對(duì)于具有上述多個(gè)功能圖像的上述各空間分辨率之中、最低的上述空間分辨率的上述功能圖像，使其它上 述各功能圖像的上述空間分辨率對(duì)準(zhǔn)。
21. 按照權(quán)利要求17或18所述的醫(yī)用圖像合成裝置，其特征在于上述多個(gè)醫(yī)用圖像設(shè)備是磁共振成像裝置、陽電子放射計(jì)算機(jī)斷 層攝影裝置、單光子放射計(jì)算機(jī)斷層攝影裝置或者超聲波診斷裝置。
22. 按照權(quán)利要求18所述的醫(yī)用圖像合成裝置，其特征在于 上述多個(gè)醫(yī)用圖像設(shè)備是核醫(yī)學(xué)設(shè)備、和磁共振成像裝置； 上述圖像生成部取入由上述核醫(yī)學(xué)設(shè)備取得的圖像、和由上述磁共振成像裝置取得的圖像，取這些圖像的邏輯積來生成上述新功能圖 像。
23. 按照權(quán)利要求22所述的醫(yī)用圖像合成裝置，其特征在于 上述磁共振成像取得擴(kuò)散圖像作為上述圖像。
24. 按照權(quán)利要求18所述的醫(yī)用圖像合成裝置，其特征在于 上述多個(gè)醫(yī)用圖像設(shè)備是陽電子放射計(jì)算機(jī)斷層攝影裝置、和單光子放射計(jì)算機(jī)斷層攝影裝置；上述圖像生成部取入由上述陽電子放射計(jì)算機(jī)斷層攝影裝置取 得的圖像、和由上述單光子放射計(jì)算機(jī)斷層攝影裝置取得的圖像，取 這些圖像的邏輯積并生成上述新功能圖像。
25. 按照權(quán)利要求17或18所述的醫(yī)用圖像合成裝置，其特征在于上述醫(yī)用圖像設(shè)備是核醫(yī)學(xué)設(shè)備；上述圖像生成部取入在投給上述被檢測體分別不同的放射性醫(yī) 藥品時(shí)由上述核醫(yī)學(xué)設(shè)備取得的上述相互不同的多個(gè)功能圖像，取這 些圖像的邏輯積來生成上述新功能圖像。
26. 按照權(quán)利要求17或18所述的醫(yī)用圖像合成裝置，其特征在于上述醫(yī)用圖像設(shè)備在分別不同的時(shí)刻取得上述被檢測體的多個(gè) 上述功能圖像。
27. 按照權(quán)利要求18所述的醫(yī)用圖像合成裝置，其特征在于 上述圖像生成部具有合成部，對(duì)于上述新功能圖像、合成把上述被檢測體的至少形狀 圖像化后的形態(tài)圖像。
28. —種醫(yī)用圖像合成裝置，其特征在于包括圖像取得部，取入由陽電子放射計(jì)算機(jī)斷層攝影裝置取得的功能 圖像、和由磁共振成像裝置取得的擴(kuò)散圖像；空間分辨率對(duì)準(zhǔn)部，使上述擴(kuò)散圖像的空間分辨率對(duì)準(zhǔn)于上述功 能圖像的空間分辨率；校正部，進(jìn)行上述擴(kuò)散圖像的失真校正；位置對(duì)準(zhǔn)部，進(jìn)行由上述空間分辨率對(duì)準(zhǔn)部對(duì)上述空間分辨率經(jīng) 過對(duì)準(zhǔn)后的上述功能圖像與經(jīng)過上述失真校正后的上述擴(kuò)散圖像的位 置對(duì)準(zhǔn)；以及生成部，取由上述位置對(duì)準(zhǔn)部經(jīng)過位置對(duì)準(zhǔn)后的上述功能圖像與 上述擴(kuò)散圖像的邏輯積并生成新功能圖像。
29. 按照權(quán)利要求28所述的醫(yī)用圖像合成裝置，其特征在于 上述新功能圖像由多個(gè)像素組成，上述醫(yī)用圖像合成裝置包括計(jì)數(shù)存儲(chǔ)器，對(duì)應(yīng)于上述多個(gè)像素存儲(chǔ)在基于投給上述被檢測體 的放射性醫(yī)藥品的伽馬射線檢測之際發(fā)生的位置信號(hào)的計(jì)數(shù)值；和計(jì)數(shù)放入部，如果上述計(jì)數(shù)存儲(chǔ)器中所存儲(chǔ)的上述計(jì)數(shù)值在預(yù)先 設(shè)定的閾值以上，則對(duì)該像素放入恒定的計(jì)數(shù)值。
30. —種醫(yī)用圖像合成裝置，其特征在于包括圖像生成部，取得把被檢測體內(nèi)的功能圖像化后的相互不同的至 少3張以上的功能圖像，并基于上述相互不同的至少3張以上的功能 圖像之中具有預(yù)先設(shè)定的比例以上的圖像部分，生成新功能圖像。
31. 按照權(quán)利要求30所述的醫(yī)用圖像合成裝置，其特征在于 上述圖像生成部如果上述相互不同的至少3張以上的功能圖像間的同 一部分中具有規(guī)定的像素值的比例在上述預(yù)先設(shè)定的比例以上， 則基于具有上述預(yù)先設(shè)定的比例以上的上述像素值的部分，生成上述 新功能圖像。
32. 按照權(quán)利要求30所述的醫(yī)用圖像合成裝置，其特征在于 上述圖像生成部具有合成部，對(duì)于上述新功能圖像、合成把上述被檢測體的至少形狀 圖像化后的形態(tài)圖像。
全文摘要
本發(fā)明提供醫(yī)用圖像合成方法及其裝置。取得把被檢測體內(nèi)的功能圖像化后的相互不同的多個(gè)功能圖像，取這些功能圖像的邏輯積并生成新信息，將新信息重疊在被檢測體內(nèi)的功能圖像的對(duì)應(yīng)位置來進(jìn)行顯示。
文檔編號(hào)A61B6/00GK101120874SQ20071014074
公開日2008年2月13日 申請(qǐng)日期2007年8月9日 優(yōu)先權(quán)日2006年8月9日
發(fā)明者高山卓三 申請(qǐng)人:株式會(huì)社東芝;東芝醫(yī)療系統(tǒng)株式會(huì)社