JP2743796B2 - 核医学イメージング装置の補正方法 - Google Patents
核医学イメージング装置の補正方法Info
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Description
し、とくにシンチレーションカメラやこのカメラ等を用
いて構成されるSPECT(Single Photo
n Emission Computed Tomog
raph)装置などの核医学イメージング装置の補正方
法に関する。
性同位元素)を被検者に投与し、特定の臓器等に集積し
たとき、その体内から体外に放出される放射線を検出し
てエミッションデータを収集して画像を得るものであ
る。ここで、RIから放出される放射線は体表から体外
に出てくる前に体内の組織でコンプトン散乱を生じる。
そのため、得られたエミッションデータに対してその散
乱の影響を除去するような補正を行なう必要がある。
補正方法が提案されているが、そこで使用するエネルギ
ー重み関数は、特願昭60−298164号(特開昭6
2−167491号)で示された散乱線除去補正係数 f{E,(Ai/Si)}=(Ao/So)/(Ai/Si) から求めている。ここで、Aiは任意のエネルギーEで
のカウントであり、Siはエネルギースペクトルにおい
て光電効果領域内のピークよりも高エネルギー側の領域
でのカウントである。Ao、Soは、散乱体がない場合
のカウントである。すなわち、被検体と同程度の散乱を
起こす散乱体についてあらかじめ測定を行なって、散乱
体の厚さごとにエネルギースペクトルを得て、各スペク
トルについて、EごとのAiと、Siとを求めるととも
に、散乱体がない場合の値AoとSoとを求めたもので
ある。
補正方法では、シングルピークの1核種収集の場合はよ
いが、2核種同時収集の場合や1核種でもマルチピーク
の場合等、バックグラウンドがある場合に、補正に誤差
が生じる問題がある。しかも、この誤差はバックグラウ
ンドの量が増大すればするほど大きくなるとともに、バ
ックグラウンドの量は検査ごと及び各位置ごとに異なる
のでやっかいである。
の場合あるいは1核種収集でもマルチピークの場合等に
おいて、シングルピークの1核種収集の場合と同様に散
乱線除去補正を良好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の補正方法を提供すること
を目的とする。
め、この発明による核医学イメージング装置の補正方法
においては、エネルギー重み関数を用いて、測定された
エネルギースペクトルの各カウントに重み付け加算する
際に、そのエネルギー重み関数として、光電効果領域の
範囲で正の値、該光電効果領域に隣接した低エネルギー
側の領域及び高エネルギー側の領域の各範囲で負の値、
その他のエネルギー範囲では零の値を持ち、且つその全
エネルギー範囲での1次積分値が零となるような特性を
有するものを用いることが特徴となっている。
次積分値が零となるよう、その関数を求め、その関数を
用いて、測定されたエネルギースペクトルの各カウント
に重み付け加算すると、エネルギースペクトルにバック
グラウンド成分が含まれている場合には、そのバックグ
ラウンド成分の定数項の成分が除去されることになる。
そのため、バックグラウンドの量がエネルギーに対して
一定と近似できるような場合、バックグラウンドの量の
増減によらず有効な散乱線除去補正ができる。
図面を参照しながら詳細に説明する。まず、図1に示す
システムを用いて補正係数を求めるためのデータを収集
する。このシステムはシンチレーションカメラ11を中
心に構成されており、そこから得られる位置信号X、
Y、エネルギー信号Z、アンブランク信号をインターフ
ェイス回路12に送る。エネルギー信号Zはこのインタ
ーフェイス回路12を介してマルチチャンネルアナライ
ザ13に入力され、エネルギー信号Zの波高が解析され
る。こうしてシンチレーションカメラ11への放射線入
射イベントごとにエネルギー解析を行ない、その結果を
エネルギースペクトル収集装置14に送って、エネルギ
ーごとのカウントを行なう。エネルギースペクトル収集
装置14では、このエネルギーごとのカウントを位置信
号X、Yで表わされる放射線入射位置ごとに行なうの
で、入射位置ごとにエネルギースペクトルが得られる。
散乱体20についての測定を行ない、補正係数を得るた
めのエネルギースペクトルデータを収集する。被検体と
なるのは通常人体であるから、散乱体20としては、人
体と同じような散乱を生じるものを用い、厚さの異なる
部分についてエネルギースペクトルデータを収集する。
たとえば散乱体20をくさび形としてその種々の厚さの
部分に放射線源30、31、32、…を配置し、その線
源位置ごとに、エネルギースペクトル収集装置14にお
いて図2に示すようなエネルギースペクトルを得る。図
2のAは線源30の位置におけるエネルギースペクトル
であり、図2のBは線源31の位置で得られたエネルギ
ースペクトルであり、図2のCは線源32の位置で得ら
れたエネルギースペクトルである。線源30の位置では
散乱体20の厚さはゼロでありコンプトン散乱はない。
線源31の位置では散乱体20は薄い厚さとなってお
り、線源32の位置ではより厚い厚さとなっているの
で、これらではその厚さに対応してコンプトン散乱が生
じる。
ックグラウンドの分布を示す。たとえばTl−201と
Tc−99m、またはTl−201とI−123の組み
合わせのように2核種同時収集の場合、核種間にクロス
トークがあること、及び低エネルギー側の核種について
のスペクトルには高エネルギー側の散乱線等によるカウ
ントが加わることから、このようなバックグラウンドが
観測される。また、1核種でもマルチピークの場合は同
様である。ここでは、線源30、31、32、…は、実
際の被検者に投与するのと同じ組み合わせの2核種とし
あるいは同じマルチピークの1核種としている。
ギースペクトルが得られたら、光電効果領域のなかでピ
ークよりも高エネルギー側の領域(たとえば光電ピーク
のエネルギーの105%〜110%のエネルギー領域)
SでのカウントSo、Si(i=1、2、…)を求め
る。この領域Sは、その光電ピークを持つ核種からの放
射線によるコンプトン散乱の影響を受けない領域である
から、仮に点線で示すバックグラウンドがないものとす
れば、この領域Sでのカウントを基準にして正規化する
ことにより図3で示すようなスペクトルを得ることがで
きる。この図3から、Ao/A1n、Ao/A2nを求
めておけば、実際の測定カウントがA1n、A2nであ
るとき、その値にAo/A1n、Ao/A2nを乗じる
ことにより散乱体がない場合の値Aoに変換できること
が分かる。なお、Ao、Ai(i=1、2、…)は任意
のエネルギーEでのカウントであり、A1n、A2nは
領域Sでのカウントを基準にして正規化したもの、つま
りA1n=A1・(So/S1)、A2n=A2・(S
o/S2)である。すなわち、従来のように散乱体20
についての測定によって散乱線補正係数 f{E,(Ai/Si)}=(Ao/So)/(Ai/
Si) を求めておけば、実際の被検体についてある位置でエネ
ルギースペクトルが得られたとき、そのエネルギースペ
クトルにおける任意のエネルギーEでのカウントAiに
ついて、そのエネルギースペクトルから求めたSiとの
比Ai/SiとそのエネルギーEとによって上記関数f
{E,(Ai/Si)}から求めた補正値を乗じると、
散乱体のない場合のカウントに変換でき、散乱線除去補
正を行なうことができる。しかし、現実にはバックグラ
ウンドがありこのような補正によっては散乱線除去補正
を正確に行うことはできない。
〜E3の領域(たとえば光電ピークのエネルギーの90
%〜110%のエネルギー領域)とし、これに隣接した
低エネルギー側領域SLと高エネルギー側領域SHとを
考える。この領域SLはエネルギーE1〜E2(たとえ
ば光電ピークのエネルギーの85%〜90%)の領域と
し、領域SHはエネルギーE3〜E4(たとえば光電ピ
ークのエネルギーの110%〜115%)の領域とす
る。そして領域Pでのエネルギー重み関数f(E)は、
実際に被検体について測定されたエネルギースペクトル
から求めた任意のエネルギーEでのカウントAiとSi
との比Ai/SiとそのエネルギーEとによって、上記
の関数f{E,(Ai/Si)}にしたがって決定す
る。ここで、f(E)≧0である。領域SL、SHでは
f(E)≦0、これらを外れた領域つまりE<E1及び
E>E4の領域ではf(E)=0とする。こうして求め
たエネルギー重み関数f(E)を、測定されたエネルギ
ースペクトルの各カウントに重み付け加算することによ
り、散乱線除去補正を行なう。
している放射線の光電ピーク及びそれに関するコンプト
ン散乱等の正味のスペクトル成分b(E)と、バックグ
ラウンド成分c(E)との和で表わされ、 a(E)=b(E)+c(E) となる。ここでc(E)は c(E)≒αE+β (α、β:定数) で近似できると仮定すると、エネルギースペクトルa
(E)に対するエネルギー重み関数f(E)の重み付け
加算演算は、つぎの数式1
f(E)の1次積分値(1回積分したもの)が零になる
ように、つまり
(E)の値を決定する。するとこのf(E)は図4の
A、B、Cのようになり、これらはそれぞれ図2のA、
B、Cに対応し、図4のAは散乱体20がない場合、図
4のBは散乱体20が薄い場合、図4のCは散乱体20
が厚い場合である。
与して行なう測定は、散乱体20についての測定によっ
て求めた散乱線補正係数f{E,(Ai/Si)}を補
正データ用メモリ16に格納するまでの処理が終了した
後に行なう。その測定において、シンチレーションカメ
ラ11からの位置信号X、Yで表わされる位置ごとにエ
ネルギースペクトル収集装置14によりエネルギースペ
クトルが得られたとき、補正演算装置15が、補正デー
タ用メモリ16から上記の散乱線補正係数f{E,(A
i/Si)}を読み出して、その得られたエネルギース
ペクトルから求めた任意のエネルギーEでのカウントA
iとSiとの比Ai/SiとそのエネルギーEとによっ
て、領域Pでのエネルギー重み関数f(E)を算出す
る。さらに、エネルギー重み関数f(E)の1次積分値
が零になるようにE1〜E2、E3〜E4の範囲のf
(E)の値を決定する。こうして求められたエネルギー
重み関数f(E)を、測定されたエネルギースペクトル
の各カウントに重み付け加算する。すると、上記の数式
2が満足されるため、上記の数式1の右辺の第3項が零
となり、バックグラウンドの定数項の成分βの量に影響
されずにエネルギー重み付け補正を行なうことができる
ことが分かる。そのため、バックグラウンドの量がエネ
ルギーに対して一定と近似できるような(α≒0)場合
には、バックグラウンドの量の増減によらず有効な散乱
線除去補正ができる。
(E)の2次積分値(2回積分したもの)が零になるよ
うに、つまり、つぎの数式4
(E)の値を決定する。するとこのf(E)は図5の
A、B、Cのようになり、これらはそれぞれ図2のA、
B、Cに対応し、図5のAは散乱体20がない場合、図
5のBは散乱体20が薄い場合、図5のCは散乱体20
が厚い場合である。これらの各々に対応するF(E)は
図6のA、B、Cの実線のようになり、上記の数式4が
成立することが分かる。また、これとの比較のため図4
のf(E)からF(E)を求めると図6のA、B、Cの
点線のようになり、
の影響を受けることが分かる。
ルギースペクトルが得られたとき、補正演算装置15
が、上記と同様にしてエネルギー重み関数f(E)の領
域P部分を求め、且つE1〜E2、E3〜E4の範囲の
値についてはf(E)の1次積分値及び2次積分値が零
になるようなものとして求め、このエネルギー重み関数
f(E)を測定されたエネルギースペクトルの各カウン
トに重み付け加算する。この場合は、上記の数式2と数
式4とが満足されるため、上記の数式1の右辺の第3項
が零となるとともに上記の数式1の右辺の第2項が零と
なり、バックグラウンドの1次の項の係数(傾き)α
と、定数項の成分βの量の両方に影響されずにエネルギ
ー重み付け補正を行なうことができる。
おけるエネルギースペクトルについて散乱線除去補正を
行なえば、定量性の優れたシンチグラムを得ることがで
きる。また、シンチレーションカメラ11を被検者の周
囲に回転させてその周囲全方向での測定を行ない、各方
向で収集したデータのうちから所望のスライス面に乗る
もののみを取り出して投影データとし逆投影演算を行な
えばエミッションCT像を再構成できるが、その場合も
再構成画像の各画素の値につき、バックグラウンドの影
響なしにコンプトン散乱線除去補正したものとすること
ができるため、画像の定量性が高まる。
クトルのエネルギーE2〜E3の範囲のf(E)を散乱
体20の測定によって得た(Ao/So)/(Ai/S
i)に基づいて定めているが、これ以外の式によっても
求めることが可能である。またエネルギー重み関数f
(E)はエネルギースペクトルに応じて求めている(具
体的には上記のようにAi/SiとEとによって散乱線
補正係数f{E,(Ai/Si)}から求めている)
が、エネルギースペクトルの代表的なものから求めた単
一のエネルギー重み関数f(E)を用い、これにより実
際の被検者について測定したエネルギースペクトルに依
存しないで単にそのエネルギーのみに依存したエネルギ
ー重み付け散乱線除去補正を行うようにしてもよい。そ
の他、この発明の趣旨を逸脱しない範囲で種々の変更が
可能である。
の発明の核医学イメージング装置の補正方法によれば、
バックグラウンドの量の増減にほとんど影響されずに、
エネルギー重み付け散乱線除去補正を精度高く行なうこ
とができる。そのため、とくに、たとえばTl−201
とTc−99m、またはTl−201とI−123の組
み合わせなどのように2核種同時収集の場合に、各核種
の投与量のばらつき、被検体間の形状の相違、その核種
により標識された薬品の種類や被検体間及び各部位間で
の摂取率のばらつき等に依存せずに、良好な散乱線除去
補正を行なうことができ、画像の定量性を向上させるこ
とができる。また、1核種収集において、たとえばTl
−201やIn−111、Ga−67のようにマルチピ
ークの場合でも、被検体間の形状の相違等に依存せずに
良好な散乱線除去補正を行なうことができて画像の定量
性を改善することができる。
ラフ。
グラフ。
(E)の一例を表わすグラフ。
Claims (1)
- 【請求項1】 光電効果領域の範囲で正の値、該光電効
果領域に隣接した低エネルギー側の領域及び高エネルギ
ー側の領域の各範囲で負の値、その他のエネルギー範囲
では零の値を持ち、且つその全エネルギー範囲での1次
積分値が零となるような特性を有するエネルギー重み関
数を用いて、測定されたエネルギースペクトルの各カウ
ントに重み付け加算することを特徴とする核医学イメー
ジング装置の補正方法。
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP5292797A JP2743796B2 (ja) | 1993-10-27 | 1993-10-27 | 核医学イメージング装置の補正方法 |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP5292797A JP2743796B2 (ja) | 1993-10-27 | 1993-10-27 | 核医学イメージング装置の補正方法 |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH07120556A JPH07120556A (ja) | 1995-05-12 |
JP2743796B2 true JP2743796B2 (ja) | 1998-04-22 |
Family
ID=17786472
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP5292797A Expired - Lifetime JP2743796B2 (ja) | 1993-10-27 | 1993-10-27 | 核医学イメージング装置の補正方法 |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JP2743796B2 (ja) |
Families Citing this family (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2010032214A (ja) * | 2007-04-23 | 2010-02-12 | Natl Inst Of Radiological Sciences | エネルギーと位置情報を利用した放射線検出方法及び装置 |
-
1993
- 1993-10-27 JP JP5292797A patent/JP2743796B2/ja not_active Expired - Lifetime
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
JPH07120556A (ja) | 1995-05-12 |
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