JP2509506B2 - Nuclear medicine imaging device - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】Detailed Description of the Invention

【０００１】[0001]

【産業上の利用分野】この発明は、核医学イメージング
装置に関し、とくに検出器を静止させてスタティック撮
影を行なったり、検出器を回転させてＳＰＥＣＴ（シン
グルフォトンエミッションコンピュータトモグラフィ）
撮影を行なったりするのに用いられるシンチレーション
カメラの改良に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a nuclear medicine imaging apparatus and, more particularly, to static imaging with a detector stationary and SPECT (single photon emission computer tomography) by rotating the detector.
The present invention relates to improvement of a scintillation camera used for taking a picture.

【０００２】[0002]

【従来の技術】核医学イメージング装置では、被検体内
に投与した放射性物質から放出される放射線を被検体外
で検出するので、その放射線が外部に放出される前に被
検体内組織によりコンプトン散乱や吸収を生じ、これを
補正することが必要である。そしてエネルギ重み付け散
乱線除去補正を行うには、２次元画像の各画素ごとにエ
ネルギ分布データを収集する３次元画像データの収集が
必要である。2. Description of the Related Art In a nuclear medicine imaging apparatus, radiation emitted from a radioactive substance administered into a subject is detected outside the subject. Therefore, Compton scattering is caused by tissue in the subject before the radiation is emitted to the outside. And absorption, which need to be corrected. To perform the energy weighted scattered radiation removal correction, it is necessary to collect three-dimensional image data for collecting energy distribution data for each pixel of the two-dimensional image.

【０００３】従来のシンチレーションカメラでは、検出
器から得られる２次元の位置信号と、エネルギ信号とを
デジタル変換し、それらのデジタル信号をマルチプレク
サを経て切り換え選択し、画像収集メモリをアドレス
し、３次元アドレス空間の各々でイベントをカウントす
るようにしている。このマルチプレクサの切り換えによ
り、たとえば６４×６４、１２８×１２８、２５６×２
５６、５１２×５１２または２５６×１０２４などの画
素マトリクスの２次元画像データを収集したり、あるい
は１２８×１２８×６４の画像データ（６４×６４の画
素ごとに６４チャンネルの各々でカウントしたもの）を
収集したりする。In a conventional scintillation camera, a two-dimensional position signal obtained from a detector and an energy signal are digitally converted, and those digital signals are switched and selected through a multiplexer, an image acquisition memory is addressed, and a three-dimensional image is acquired. Events are counted in each address space. By switching the multiplexer, for example, 64 × 64, 128 × 128, 256 × 2
Two-dimensional image data of a pixel matrix such as 56, 512 × 512 or 256 × 1024 is collected, or 128 × 128 × 64 image data (counted by 64 channels for each 64 × 64 pixel) is acquired. To collect.

【０００４】[0004]

【発明が解決しようとする課題】しかしながら、従来で
は、エネルギスペクトルデータを含んだ３次元画像デー
タを収集する場合、マルチプレクサによる信号切り換え
だけではエネルギ値の区分に制限が生じるため、Ｔｃ−
９９ｍ、Ｔｌ−２０１、Ｉ−１２３、Ｇａ−６７等の各
核種について最適な補正を行うのは容易でなく、とくに
２核種同時収集する場合にこのことが困難となる、とい
う問題がある。さらに検出器に起因するエネルギ信号波
高の温度変動や経時変化のため、補正が不正確になると
いう問題もある。However, in the prior art, when collecting three-dimensional image data including energy spectrum data, the division of energy values is limited only by signal switching by a multiplexer, so that Tc-
There is a problem that it is not easy to make an optimal correction for each nuclide such as 99m, Tl-201, I-123, and Ga-67, and this becomes difficult especially when two nuclides are simultaneously collected. Further, there is a problem that the correction becomes inaccurate due to the temperature fluctuation and the temporal change of the energy signal wave height caused by the detector.

【０００５】この発明は、上記に鑑み、３次元画像デー
タの収集の際のエネルギ値の区分を任意に設定可能で、
核種ごとの収集や２核種同時収集に関してもエネルギ重
み付け散乱線除去補正等の後処理を最適に行なうことが
できるように改善した、核医学イメージング装置を提供
することを目的とする。In view of the above, the present invention makes it possible to arbitrarily set the division of energy values when collecting three-dimensional image data.
It is an object of the present invention to provide a nuclear medicine imaging apparatus improved so that post-processing such as energy-weighted scattered radiation removal correction can be optimally performed even for collection of each nuclide or simultaneous collection of two nuclides.

【０００６】[0006]

【課題を解決するための手段】上記の目的を達成するた
め、この発明による核医学イメージング装置では、エネ
ルギ信号を任意の変換特性にしたがって非線形変換し、
放射線入射位置を表す２次元位置信号とその変換後のエ
ネルギ信号のそれぞれのデジタル値でアドレスして３次
元画像データを収集することが特徴となっている。In order to achieve the above object, in the nuclear medicine imaging apparatus according to the present invention, an energy signal is non-linearly converted according to an arbitrary conversion characteristic,
The feature is that three-dimensional image data is collected by addressing with the respective digital values of the two-dimensional position signal representing the radiation incident position and the energy signal after the conversion.

【０００７】[0007]

【作用】エネルギ信号を任意の変換特性にしたがって非
線形変換し、その変換後のエネルギ信号のデジタル値で
指定されたアドレスの各々でイベントのカウントを行
う。そのため、２次元位置信号とエネルギ信号とでアド
レス指定して３次元画像データを収集する際の、エネル
ギ値の区分を、上記の変換特性を変更するだけで任意に
設定・変更できることになる。その結果、たとえば後の
後処理について重要度の高いエネルギ領域では細かい区
分でデータ収集し低いエネルギ領域では粗い区分でデー
タ収集するというように、最適な後処理を行うのに適し
たデータ収集を行うことが可能となる。The energy signal is non-linearly converted according to an arbitrary conversion characteristic, and the event is counted at each address designated by the digital value of the converted energy signal. Therefore, when the three-dimensional image data is collected by addressing the two-dimensional position signal and the energy signal, the division of the energy value can be arbitrarily set / changed only by changing the conversion characteristic. As a result, for example, data collection is performed in a fine segment in an energy region where post-processing is of high importance, and data is collected in a coarse segment in a low-energy region. It becomes possible.

【０００８】[0008]

【実施例】以下、この発明の好ましい一実施例について
図面を参照しながら詳細に説明する。図１に示すよう
に、この発明の一実施例にかかる核医学イメージング装
置では、放射線検出器１から出力される、放射線の入射
位置を表わす２次元の位置信号Ｘ、Ｙ及びエネルギ信号
ＺがそれぞれＡ／Ｄ変換器２、３、４を経てデジタル信
号Ｄｉｇ．Ｘ、Ｄｉｇ．Ｙ、Ｄｉｇ．Ｚに変換される。
そしてＤｉｇ．Ｚは、ＲＡＭよりなる変換テーブルメモ
リ５により非線形変換されてＤｉｇ．ＺＮＬとなった
後、Ｄｉｇ．Ｘ，Ｄｉｇ．Ｙとともにマルチプレクサ６
に送られる。マルチプレクサ６では、収集するマトリク
スに応じて信号の切り換え選択がなされ、選択されたデ
ジタル信号が画像収集メモリ７のアドレス信号として出
力され、この画像収集メモリ７の指定されたアドレスの
内容が＋１加算されて、イベントのカウントがなされ
る。DETAILED DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS Hereinafter, a preferred embodiment of the present invention will be described in detail with reference to the drawings. As shown in FIG. 1, in a nuclear medicine imaging apparatus according to an embodiment of the present invention, two-dimensional position signals X and Y and an energy signal Z, which are output from a radiation detector 1 and represent an incident position of radiation, are respectively output. A digital signal Dig. X, Dig. Y, Dig. Converted to Z.
And Dig. Z is non-linearly converted by the conversion table memory 5 composed of a RAM to generate Dig. After becoming ZNL, Dig. X, Dig. Multiplexer 6 with Y
Sent to In the multiplexer 6, signal switching selection is made according to the matrix to be collected, the selected digital signal is output as an address signal of the image acquisition memory 7, and the contents of the designated address of the image acquisition memory 7 are incremented by +1. Then, the event is counted.

【０００９】画像収集メモリ７に収集された３次元画像
データは、画像処理メモリ８に転送され、このメモリ８
と画像処理回路９とにより、後処理によってエネルギ重
み付け散乱線除去補正処理などの種々の画像処理がなさ
れる。変換テーブルメモリ５、マルチプレクサ６、画像
収集メモリ７、画像処理メモリ８、画像処理回路９はＣ
ＰＵ１０により制御される。The three-dimensional image data collected in the image collecting memory 7 is transferred to the image processing memory 8 and the memory 8
The image processing circuit 9 and the image processing circuit 9 perform various image processing such as energy weighted scattered radiation removal correction processing by post-processing. The conversion table memory 5, multiplexer 6, image acquisition memory 7, image processing memory 8, and image processing circuit 9 are C
It is controlled by the PU 10.

【００１０】このような構成において、画像収集メモリ
７では、たとえば図２で示すように、Ｄｉｇ．Ｘ、Ｄｉ
ｇ．Ｙ、Ｄｉｇ．ＺまたはＤｉｇ．ＺＮＬで指定される
３次元アドレス空間の各々でイベント数のカウントがな
される。こうしてＤｉｇ．Ｘ、Ｄｉｇ．Ｙで指定される
ある画素について、図３のＡのようなエネルギスペクト
ル（Ｄｉｇ．Ｚを横軸にとっている）が収集される。こ
の場合はＴｌ−２０１とＴｃ−９９ｍの２核種同時収集
した例である。図３のＢは同じデータをＤｉｇ．ＺＮＬ
を横軸にとって示したものである。変換テーブルメモリ
５により図３のＣで示すような非線形変換特性で、Ｄｉ
ｇ．ＺをＤｉｇ．ＺＮＬに変換することにより、エネル
ギ値の区分を等間隔（図３のＡ）から、ピーク領域で細
かくコンプトン散乱線領域等は粗い間隔（図３のＢ）と
している。したがって、このようにエネルギ値の区分を
任意に設定してデータ収集できるため、散乱線除去補正
等の後処理による画像処理を適切に行うことが可能とな
る。つまり重要度の高いエネルギ領域では細かい区分で
データ収集し、低い領域では粗い区分でデータ収集する
ことにより、効率的に後処理を行うことができる。In such a configuration, in the image acquisition memory 7, for example, as shown in FIG. X, Di
g. Y, Dig. Z or Dig. The number of events is counted in each of the three-dimensional address spaces designated by ZNL. Dig. X, Dig. An energy spectrum (with Dig.Z on the horizontal axis) as shown in A of FIG. 3 is collected for a certain pixel designated by Y. In this case, two nuclides of Tl-201 and Tc-99m were collected simultaneously. 3B shows the same data as Dig. ZNL
Is shown on the horizontal axis. The conversion table memory 5 has a non-linear conversion characteristic as shown by C in FIG.
g. Z as Dig. By converting into ZNL, the energy values are divided into equal intervals (A in FIG. 3) and finely in the peak region and coarse intervals in the Compton scattered ray region (B in FIG. 3). Therefore, since it is possible to arbitrarily set the division of energy values in this way and collect data, it is possible to appropriately perform image processing by post-processing such as scatter ray removal correction. That is, the post-processing can be efficiently performed by collecting the data in the fine division in the energy region of high importance and collecting the data in the coarse division in the low region.

【００１１】また、たとえばＴｃ−９９ｍの１核種収集
の場合、図４のＡで示すようなエネルギスペクトルが得
られる。これは変換テーブルメモリ５により図４のＣの
実線で示すような非線形変換特性でＤｉｇ．ＺをＤｉ
ｇ．ＺＮＬに変換することによりエネルギ値の区分を変
化させてデータ収集した結果である。エネルギ信号波高
が温度変化や経時変化によって変動したときは変換テー
ブルメモリ５における非線形変換特性を図４のＣの実線
から点線へと変化させる。すると、図４のＢで示すよう
なエネルギスペクトルが得られる。この非線形変換特性
は変換テーブルメモリ５がＲＡＭで構成されてため変更
容易である。つまり変換テーブルメモリ５では入力Ｄｉ
ｇ．Ｚで指定されるアドレスに変換後のＤｉｇ．ＺＮＬ
の値を書き込んでおいてアドレス指定時に読み出すとい
う構成となっているため、そのアドレス内容をＣＰＵ１
０の指示で書き換えればよいからである。、Further, for example, in the case of collecting one nuclide of Tc-99m, an energy spectrum as shown by A in FIG. 4 is obtained. This is a non-linear conversion characteristic as indicated by the solid line in FIG. Z for Di
g. It is the result of collecting data by changing the division of the energy value by converting into ZNL. When the energy signal wave height fluctuates due to changes in temperature and changes with time, the nonlinear conversion characteristic in the conversion table memory 5 is changed from the solid line in C of FIG. 4 to the dotted line. Then, an energy spectrum as shown by B in FIG. 4 is obtained. This non-linear conversion characteristic can be easily changed because the conversion table memory 5 is composed of a RAM. That is, in the conversion table memory 5, the input Di
g. Z after conversion to the address specified by Z. ZNL
Since the configuration is such that the value of is written and read when the address is specified, the content of the address is read by the CPU 1
This is because it can be rewritten with an instruction of 0. ,

【００１２】この場合、エネルギスペクトルの各区分の
カウント値に図４のＤで示すような重み関数を作用させ
てエネルギ重み付け散乱線除去補正を行うが、上記のよ
うにピーク付近の重要度の高いエネルギ領域では細かい
区分でデータ収集し、コンプトン散乱領域等の重要度の
低いエネルギ領域では粗い区分でデータ収集しているた
め、その重み関数を作用させて行うエネルギ重み付け散
乱線除去補正処理を最適に行うことができる。また、温
度変化や経時変化等によってエネルギ信号波高が変動し
たときでも、変換テーブルメモリ５における非線形変換
特性を変化させるだけで対応でき、重み関数の修正は不
要である（図４のＢで示すエネルギスペクトルを用いる
だけでよい）。In this case, the weighting function as shown by D in FIG. 4 is applied to the count value of each section of the energy spectrum to perform the energy weighted scattered radiation removal correction, but as described above, the importance in the vicinity of the peak is high. Data is collected in fine sections in the energy region, and in coarser areas in less important energy regions such as the Compton scattering region, the weighting function is used to optimize the energy weighted scattered radiation removal correction process. It can be carried out. Further, even when the energy signal wave height fluctuates due to a temperature change, a temporal change, or the like, it can be dealt with only by changing the non-linear conversion characteristic in the conversion table memory 5, and the weight function need not be modified (energy shown by B in FIG. 4). Just use the spectrum).

【００１３】なお、上記の実施例に限らず、この発明は
その主旨を逸脱しない範囲で種々に変更可能であって、
たとえば上記以外のマトリクスサイズとすることもでき
る。The present invention is not limited to the above-described embodiments, but the present invention can be variously modified without departing from the spirit of the invention.
For example, matrix sizes other than the above may be used.

【００１４】[0014]

【発明の効果】以上説明したように、この発明の核医学
イメージング装置によれば、エネルギ信号について非線
形変換を行い、その変換後のエネルギ信号と２次元位置
信号とで画像収集手段のアドレスを指定するようにする
ため、３次元画像データ収集の際のエネルギ値の区分を
任意に設定・変更でき、各核種についてのデータ収集や
２核種同時収集時のエネルギ重み付け散乱線除去補正処
理などの後処理を最適に行うことができる。また、エネ
ルギ信号波高の温度変動や経時変化などにも変換特性を
変更するだけで対応でき、補正処理のための重み関数な
どの修正は不要である。As described above, according to the nuclear medicine imaging apparatus of the present invention, the energy signal is non-linearly converted, and the address of the image acquisition means is designated by the energy signal and the two-dimensional position signal after the conversion. In order to do so, it is possible to arbitrarily set and change the classification of energy values when collecting 3D image data, and to perform post-processing such as data collection for each nuclide and energy weighted scattered radiation removal correction processing during simultaneous collection of two nuclides. Can be done optimally. Further, it is possible to deal with temperature fluctuations of the energy signal wave height and changes with time simply by changing the conversion characteristics, and it is not necessary to modify the weighting function for correction processing.

【図面の簡単な説明】[Brief description of drawings]

【図１】この発明の一実施例のブロック図。FIG. 1 is a block diagram of an embodiment of the present invention.

【図２】同実施例の画像収集メモリの概念図。FIG. 2 is a conceptual diagram of an image acquisition memory of the same embodiment.

【図３】エネルギスペクトル及び非線形変換特性の１例
を示すグラフ。FIG. 3 is a graph showing an example of an energy spectrum and a nonlinear conversion characteristic.

【図４】エネルギスペクトル、非線形変換特性及び重み
関数の他の例を示すグラフ。FIG. 4 is a graph showing another example of an energy spectrum, a non-linear conversion characteristic, and a weighting function.

【符号の説明】[Explanation of symbols]

１ 検出器 ２、３、４ Ａ／Ｄ変換器 ５ 変換テーブルメモリ ６ マルチプレクサ ７ 画像収集メモリ ８ 画像処理メモリ ９ 画像処理回路 １０ ＣＰＵ DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 detector 2, 3, 4 A / D converter 5 conversion table memory 6 multiplexer 7 image acquisition memory 8 image processing memory 9 image processing circuit 10 CPU

Claims (1)

(57)【特許請求の範囲】(57) [Claims] 【請求項１】 入射放射線の位置を表す２次元位置信号
とエネルギを表すエネルギ信号とを生じる放射線検出手
段と、上記エネルギ信号を任意の変換特性にしたがって
非線形変換する変換手段と、上記２次元位置信号及び変
換後のエネルギ信号のそれぞれのデジタル値でアドレス
して３次元画像データを収集するデータ収集手段とを備
えることを特徴とする核医学イメージング装置。1. A radiation detecting means for generating a two-dimensional position signal representing the position of incident radiation and an energy signal representing energy, a converting means for performing a non-linear conversion of the energy signal according to an arbitrary conversion characteristic, and the two-dimensional position. And a data collecting means for collecting three-dimensional image data by addressing each digital value of the signal and the converted energy signal.