JP2509507B2 - 核医学イメ―ジング装置 - Google Patents
核医学イメ―ジング装置Info
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- JP2509507B2 JP2509507B2 JP28047592A JP28047592A JP2509507B2 JP 2509507 B2 JP2509507 B2 JP 2509507B2 JP 28047592 A JP28047592 A JP 28047592A JP 28047592 A JP28047592 A JP 28047592A JP 2509507 B2 JP2509507 B2 JP 2509507B2
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- Japan
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- memory
- energy
- pixel
- data
- correction coefficient
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Description
【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。
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。
【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。この補正に関しては、従来
より、種々の提案がなされている（たとえば特開昭６２
−２１８８８６号公報、特願昭６０−２９８１６４号な
どを参照）。
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。この補正に関しては、従来
より、種々の提案がなされている（たとえば特開昭６２
−２１８８８６号公報、特願昭６０−２９８１６４号な
どを参照）。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、従来で
は定量性が劣るとか、計算処理量が膨大になるとかの問
題がある。すなわち、特開昭６２−２１８８８６号公報
では、リアルタイムで散乱線除去補正を行なうためにエ
ネルギ重み関数を位置によらず一定として近似している
ので、定量性が劣っている。また、特願昭６０−２９８
１６４号は、位置（画素）ごとにエネルギスペクトルの
情報を用いて散乱線除去補正係数やエネルギ重み関数を
変化させているので定量性は優れているが、ＳＰＥＣＴ
のようなマトリクス６４×６４程度が限界でスタティッ
ク撮影のようにマトリクス５１２×５１２では統計誤差
が大きく、計算処理量も膨大となり、実用的でない。
は定量性が劣るとか、計算処理量が膨大になるとかの問
題がある。すなわち、特開昭６２−２１８８８６号公報
では、リアルタイムで散乱線除去補正を行なうためにエ
ネルギ重み関数を位置によらず一定として近似している
ので、定量性が劣っている。また、特願昭６０−２９８
１６４号は、位置（画素）ごとにエネルギスペクトルの
情報を用いて散乱線除去補正係数やエネルギ重み関数を
変化させているので定量性は優れているが、ＳＰＥＣＴ
のようなマトリクス６４×６４程度が限界でスタティッ
ク撮影のようにマトリクス５１２×５１２では統計誤差
が大きく、計算処理量も膨大となり、実用的でない。
【０００４】この発明は、上記に鑑み、計算処理量が少
なく且つ統計誤差も少なく、しかも定量性も良好な散乱
線除去補正を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。
なく且つ統計誤差も少なく、しかも定量性も良好な散乱
線除去補正を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。
【０００５】
【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、第１
のメモリで細かいマトリクスについて所定のエネルギウ
インドウ内に入る画像データを収集し、第２のメモリで
は、粗いマトリクスについてエネルギの各々ごとの３次
元画像データを収集する。第２のメモリでエネルギスペ
クトル情報が各画素について得られるので、これに基づ
いて各画素ごとにエネルギ重み付け散乱線除去補正処理
を行い、補正後のデータと、第２のメモリに蓄積された
補正前のデータのうちの、上記エネルギウインドウに入
るデータとの比率を算出して補正係数を求め、さらに補
間計算によって第１のメモリについての細かいマトリク
スの各画素についての補正係数を求め、これを第１のメ
モリの画像データに作用させて、第１のメモリの画像デ
ータの散乱線除去補正を行う。
め、この発明による核医学イメージング装置では、第１
のメモリで細かいマトリクスについて所定のエネルギウ
インドウ内に入る画像データを収集し、第２のメモリで
は、粗いマトリクスについてエネルギの各々ごとの３次
元画像データを収集する。第２のメモリでエネルギスペ
クトル情報が各画素について得られるので、これに基づ
いて各画素ごとにエネルギ重み付け散乱線除去補正処理
を行い、補正後のデータと、第２のメモリに蓄積された
補正前のデータのうちの、上記エネルギウインドウに入
るデータとの比率を算出して補正係数を求め、さらに補
間計算によって第１のメモリについての細かいマトリク
スの各画素についての補正係数を求め、これを第１のメ
モリの画像データに作用させて、第１のメモリの画像デ
ータの散乱線除去補正を行う。
【０００６】
【作用】第２のメモリでは、２次元位置信号およびエネ
ルギ信号によって指定される３次元アドレスの各々でデ
ータ収集するため３次元の画像データを収集できるが、
この２次元位置信号は粗いものとなっている。そのため
各画素ごとに得られるエネルギスペクトル情報は統計誤
差の少ないものとなる。そしてこれに基づいて各画素ご
とにエネルギ重み付け散乱線除去補正処理を行い、補正
後のデータと、第２のメモリに蓄積された補正前のデー
タのうちの、上記エネルギウインドウに入るデータとの
比率を算出して補正係数を求めることによって、第２の
メモリの粗いマトリクスの各画素について補正係数を求
めることができる。この補正係数は、補間計算されるこ
とによって第１のメモリの細かいマトリクスの画素の各
々について求められる。この補正係数は、第１のメモリ
に収集したエネルギウインドウのデータについてのもの
であるため、この補正係数を作用させることにより、第
１のメモリの画像データの散乱線除去補正ができる。粗
いマトリクスについてエネルギ重み付け散乱線除去補正
処理を行っているので、計算量が少なくて済む。また補
正後のデータと補正前のデータとの比の算出、およびそ
の比を補間計算することにより細かいマトリクスでの補
正係数を求め、この補正係数を第２のメモリの画像デー
タに作用させているので、計算が簡単である。
ルギ信号によって指定される３次元アドレスの各々でデ
ータ収集するため３次元の画像データを収集できるが、
この２次元位置信号は粗いものとなっている。そのため
各画素ごとに得られるエネルギスペクトル情報は統計誤
差の少ないものとなる。そしてこれに基づいて各画素ご
とにエネルギ重み付け散乱線除去補正処理を行い、補正
後のデータと、第２のメモリに蓄積された補正前のデー
タのうちの、上記エネルギウインドウに入るデータとの
比率を算出して補正係数を求めることによって、第２の
メモリの粗いマトリクスの各画素について補正係数を求
めることができる。この補正係数は、補間計算されるこ
とによって第１のメモリの細かいマトリクスの画素の各
々について求められる。この補正係数は、第１のメモリ
に収集したエネルギウインドウのデータについてのもの
であるため、この補正係数を作用させることにより、第
１のメモリの画像データの散乱線除去補正ができる。粗
いマトリクスについてエネルギ重み付け散乱線除去補正
処理を行っているので、計算量が少なくて済む。また補
正後のデータと補正前のデータとの比の算出、およびそ
の比を補間計算することにより細かいマトリクスでの補
正係数を求め、この補正係数を第２のメモリの画像デー
タに作用させているので、計算が簡単である。
【０００７】
【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に変換された
後、ラッチ回路５、６、７を経てマルチプレクサ８、１
０に送られる。マルチプレクサ８は、Ｄｉｇ．Ｘ、Ｄｉ
ｇ．Ｙを切り換え選択してアドレス信号として画像収集
メモリ９に送る。また、マルチプレクサ１０には、Ｄｉ
ｇ．Ｘ、Ｄｉｇ．Ｙのそれぞれの上位ビットと、Ｄｉ
ｇ．Ｚのフルビットが送られてきており、これらが切り
換え選択されて画像収集メモリ１１のアドレス信号とし
て出力される。Ｄｉｇ．Ｚは主波高分析器１６にも送ら
れる。
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に変換された
後、ラッチ回路５、６、７を経てマルチプレクサ８、１
０に送られる。マルチプレクサ８は、Ｄｉｇ．Ｘ、Ｄｉ
ｇ．Ｙを切り換え選択してアドレス信号として画像収集
メモリ９に送る。また、マルチプレクサ１０には、Ｄｉ
ｇ．Ｘ、Ｄｉｇ．Ｙのそれぞれの上位ビットと、Ｄｉ
ｇ．Ｚのフルビットが送られてきており、これらが切り
換え選択されて画像収集メモリ１１のアドレス信号とし
て出力される。Ｄｉｇ．Ｚは主波高分析器１６にも送ら
れる。
【０００８】検出器１は予備波高分析器（図示しない）
を内蔵しており、それにより判別されて得たアンブラン
ク信号をタイミング制御回路１５に送ってこれをトリガ
する。タイミング制御回路１５は、トリガされるごとに
つまり放射線入射のイベントごとに、適切なタイミング
信号ａ、ｂ、ｃを発生し、これらをＡ／Ｄ変換器２、
３、４、ラッチ回路５、６、７及び主波高分析器１６に
それぞれ送る。
を内蔵しており、それにより判別されて得たアンブラン
ク信号をタイミング制御回路１５に送ってこれをトリガ
する。タイミング制御回路１５は、トリガされるごとに
つまり放射線入射のイベントごとに、適切なタイミング
信号ａ、ｂ、ｃを発生し、これらをＡ／Ｄ変換器２、
３、４、ラッチ回路５、６、７及び主波高分析器１６に
それぞれ送る。
【０００９】主波高分析器１６は、デジタルエネルギ信
号Ｄｉｇ．Ｚが光電ピークの２０％ウインドウに入って
いるかどうかを分析し、入っているときに信号ｃ’を発
生し、これを画像収集メモリ９に送る。画像収集メモリ
９では、この信号ｃ’が入力されたときに、そのときマ
ルチプレクサ８からのＤｉｇ．Ｘ、Ｄｉｇ．Ｙで指定さ
れるアドレスにおいて＋１を加算する。こうして、画像
収集メモリ９で、エネルギが光電ピークの２０％に入っ
ているイベントについての、たとえば図２で示したよう
な５１２×５１２のマトリクスの２次元画像データの収
集が行なわれる。
号Ｄｉｇ．Ｚが光電ピークの２０％ウインドウに入って
いるかどうかを分析し、入っているときに信号ｃ’を発
生し、これを画像収集メモリ９に送る。画像収集メモリ
９では、この信号ｃ’が入力されたときに、そのときマ
ルチプレクサ８からのＤｉｇ．Ｘ、Ｄｉｇ．Ｙで指定さ
れるアドレスにおいて＋１を加算する。こうして、画像
収集メモリ９で、エネルギが光電ピークの２０％に入っ
ているイベントについての、たとえば図２で示したよう
な５１２×５１２のマトリクスの２次元画像データの収
集が行なわれる。
【００１０】一方、画像収集メモリ１１では、すべての
エネルギ範囲について３次元的画像データの収集が行な
われる。すなわち、アドレス信号として入力されるＤｉ
ｇ．Ｘ、Ｄｉｇ．Ｙの上記ビットで指定されるとともに
Ｄｉｇ．Ｚで指定される３次元アドレス空間の各々がイ
ベント毎に＋１加算される。ここで、アンブランク信号
を発生したすべてのイベントにつき、この＋１加算がな
され、検出器１に内蔵された予備波高分析器は単にスレ
ッショルドレベル以下のものを除外する程度の広いウイ
ンドウを有しているため、広いエネルギ範囲にわたり、
エネルギごとのデータ収集がなされることになる。これ
により、画像収集メモリ１１では、たとえば図３で示す
ように、６４×６４の画素の各々についての２５６段階
のエネルギの各々でのイベント数の計数がなされる。こ
うして、たとえば画素（ｘ１，ｙ１）について図４のＡ
で示すようなエネルギスペクトルが収集され、画素（ｘ
２，ｙ２）について図４のＢで示すようなエネルギスペ
クトルが収集される。このエネルギスペクトルから、画
素（ｘ２，ｙ２）は画素（ｘ１，ｙ１）に比較して散乱
線が多い、つまり散乱体が厚いことがわかる。
エネルギ範囲について３次元的画像データの収集が行な
われる。すなわち、アドレス信号として入力されるＤｉ
ｇ．Ｘ、Ｄｉｇ．Ｙの上記ビットで指定されるとともに
Ｄｉｇ．Ｚで指定される３次元アドレス空間の各々がイ
ベント毎に＋１加算される。ここで、アンブランク信号
を発生したすべてのイベントにつき、この＋１加算がな
され、検出器１に内蔵された予備波高分析器は単にスレ
ッショルドレベル以下のものを除外する程度の広いウイ
ンドウを有しているため、広いエネルギ範囲にわたり、
エネルギごとのデータ収集がなされることになる。これ
により、画像収集メモリ１１では、たとえば図３で示す
ように、６４×６４の画素の各々についての２５６段階
のエネルギの各々でのイベント数の計数がなされる。こ
うして、たとえば画素（ｘ１，ｙ１）について図４のＡ
で示すようなエネルギスペクトルが収集され、画素（ｘ
２，ｙ２）について図４のＢで示すようなエネルギスペ
クトルが収集される。このエネルギスペクトルから、画
素（ｘ２，ｙ２）は画素（ｘ１，ｙ１）に比較して散乱
線が多い、つまり散乱体が厚いことがわかる。
【００１１】これらメモリ９、１１で収集されたデータ
は、画像処理メモリ１２に転送され、このメモリ１２と
画像処理回路１３とにより、エネルギ重み付け散乱線除
去補正処理などの画像処理（後処理）が行なわれる。マ
ルチプレクサ８、１０、画像収集メモリ９、１１、画像
処理メモリ１２、画像処理回路１３、主波高分析器１６
はＣＰＵ１４により制御される。
は、画像処理メモリ１２に転送され、このメモリ１２と
画像処理回路１３とにより、エネルギ重み付け散乱線除
去補正処理などの画像処理（後処理）が行なわれる。マ
ルチプレクサ８、１０、画像収集メモリ９、１１、画像
処理メモリ１２、画像処理回路１３、主波高分析器１６
はＣＰＵ１４により制御される。
【００１２】このエネルギ重み付け散乱線除去処理は、
つぎのようにして行われる。ここでは単純なエネルギ重
み付け散乱線除去補正処理を行うこととしている。ま
ず、画像収集メモリ１１の６４×６４の画素単位でつぎ
の数式１で示す処理を行うことによって、この各画素に
ついての重み付け散乱線除去処理を行う。
つぎのようにして行われる。ここでは単純なエネルギ重
み付け散乱線除去補正処理を行うこととしている。ま
ず、画像収集メモリ１１の６４×６４の画素単位でつぎ
の数式１で示す処理を行うことによって、この各画素に
ついての重み付け散乱線除去処理を行う。
【数１】 ここで、Ｃｃ（ｘ，ｙ）は画素（ｘ，ｙ）に関する補正
後のカウント数、Ｃｉ（ｘ，ｙ）は画素（ｘ，ｙ）に関
するエネルギＤｉｇ．Ｚ＝ｉ［ｃｈ］のカウント数、Ｋ
ｉ（ｒ）はエネルギＤｉｇ．Ｚ＝ｉ［ｃｈ］に関する重
みである。ただし重みＫｉ（ｒ）は、各画素（ｘ，ｙ）
のエネルギスペクトル情報から得られるパラメータｒ
（たとえば光電ピーク領域とコンプトン散乱領域のカウ
ント比）の関数である。この関数Ｋｉ（ｒ）自体はファ
ントムなどであらかじめ求めて画像処理回路１３などに
保持させておき、パラメータｒを実際の各画素のエネル
ギスペクトル情報から求め、このパラメータｒを代入す
ることによって重みを求める。その計算は画像処理回路
１３とＣＰＵ１４とにより行う。こうして求めた重み関
数の例を図５に示す。図５のＡは、図４のＡのようなエ
ネルギスペクトルとなる画素（ｘ１，ｙ１）についての
重みＫｉ（ｒ１）であり、図５のＢは、図４のＢのよう
なエネルギスペクトルとなる画素（ｘ２，ｙ２）につい
ての重みＫｉ（ｒ２）である。エネルギスペクトル情報
のパラメータｒ１，ｒ２が異なっているため、異なった
ものとなっている。そのパラメータｒが同じであれば、
異なる画素でも同じ重みとなる。
後のカウント数、Ｃｉ（ｘ，ｙ）は画素（ｘ，ｙ）に関
するエネルギＤｉｇ．Ｚ＝ｉ［ｃｈ］のカウント数、Ｋ
ｉ（ｒ）はエネルギＤｉｇ．Ｚ＝ｉ［ｃｈ］に関する重
みである。ただし重みＫｉ（ｒ）は、各画素（ｘ，ｙ）
のエネルギスペクトル情報から得られるパラメータｒ
（たとえば光電ピーク領域とコンプトン散乱領域のカウ
ント比）の関数である。この関数Ｋｉ（ｒ）自体はファ
ントムなどであらかじめ求めて画像処理回路１３などに
保持させておき、パラメータｒを実際の各画素のエネル
ギスペクトル情報から求め、このパラメータｒを代入す
ることによって重みを求める。その計算は画像処理回路
１３とＣＰＵ１４とにより行う。こうして求めた重み関
数の例を図５に示す。図５のＡは、図４のＡのようなエ
ネルギスペクトルとなる画素（ｘ１，ｙ１）についての
重みＫｉ（ｒ１）であり、図５のＢは、図４のＢのよう
なエネルギスペクトルとなる画素（ｘ２，ｙ２）につい
ての重みＫｉ（ｒ２）である。エネルギスペクトル情報
のパラメータｒ１，ｒ２が異なっているため、異なった
ものとなっている。そのパラメータｒが同じであれば、
異なる画素でも同じ重みとなる。
【００１３】つぎに、この画像収集メモリ１１のデータ
から、散乱線除去補正を行わない２０％ウインドウのカ
ウント数Ｃｏ（ｘ，ｙ）を各画素単位で、つぎの数式２
を用いて求める。
から、散乱線除去補正を行わない２０％ウインドウのカ
ウント数Ｃｏ（ｘ，ｙ）を各画素単位で、つぎの数式２
を用いて求める。
【数２】 そして、つぎに補正係数ｐ（ｘ，ｙ）を、補正後のカウ
ント数Ｃｃと未補正の２０％ウインドウのカウント数Ｃ
ｏとの比率により、 ｐ(x,y)＝Ｃc(x,y)／Ｃo(x,y) のように求める。この補正係数は６４×６４の画素につ
いてしか求めていないため、２次元補間により５１２×
５１２の各画素について補正係数を求める。
ント数Ｃｃと未補正の２０％ウインドウのカウント数Ｃ
ｏとの比率により、 ｐ(x,y)＝Ｃc(x,y)／Ｃo(x,y) のように求める。この補正係数は６４×６４の画素につ
いてしか求めていないため、２次元補間により５１２×
５１２の各画素について補正係数を求める。
【００１４】この２次元補間計算は、たとえば図６に示
すように周囲の４点の補正係数を用いて行う。すなわ
ち、点（ｘｏ＋ｍ、ｙｏ＋ｎ）の補正係数ｐ（ｘｏ＋
ｍ、ｙｏ＋ｎ）は、つぎの式で求める。 ｐ(xo+m,yo+n)＝ｑo＋ｑ1・ｍ＋ｑ2・ｎ＋ｑ3・ｍ・ｎ ただし、ｑo＝ｐ(xo,yo) ｑ1＝ｐ(xo+1,yo)−ｐ(xo,yo) ｑ2＝ｐ(xo,yo+1)−ｐ(xo,yo) ｑ3＝ｐ(xo+1,yo+1)−ｐ(xo+1,yo)−ｐ(xo,yo+1)＋ｐ(x
o,yo) である。
すように周囲の４点の補正係数を用いて行う。すなわ
ち、点（ｘｏ＋ｍ、ｙｏ＋ｎ）の補正係数ｐ（ｘｏ＋
ｍ、ｙｏ＋ｎ）は、つぎの式で求める。 ｐ(xo+m,yo+n)＝ｑo＋ｑ1・ｍ＋ｑ2・ｎ＋ｑ3・ｍ・ｎ ただし、ｑo＝ｐ(xo,yo) ｑ1＝ｐ(xo+1,yo)−ｐ(xo,yo) ｑ2＝ｐ(xo,yo+1)−ｐ(xo,yo) ｑ3＝ｐ(xo+1,yo+1)−ｐ(xo+1,yo)−ｐ(xo,yo+1)＋ｐ(x
o,yo) である。
【００１５】こうして５１２×５１２の各画素について
の補正係数が求められたら、画像収集メモリ９の５１２
×５１２の各画素のデータに対してこの補正係数を乗算
する。つまり、補正前の画素（ｘｏ＋ｍ、ｙｏ＋ｎ）に
関する２０％ウインドウのカウント数をＤｏ（ｘｏ＋
ｍ、ｙｏ＋ｎ）、補正後の画素（ｘｏ＋ｍ、ｙｏ＋ｎ）
に関するカウント数をＤｃ（ｘｏ＋ｍ、ｙｏ＋ｎ）とす
ると、 Ｄc(xo+m,yo+n)＝ｐ(xo+m,yo+n)・Ｄo(xo+m,yo+n) の計算を行う。
の補正係数が求められたら、画像収集メモリ９の５１２
×５１２の各画素のデータに対してこの補正係数を乗算
する。つまり、補正前の画素（ｘｏ＋ｍ、ｙｏ＋ｎ）に
関する２０％ウインドウのカウント数をＤｏ（ｘｏ＋
ｍ、ｙｏ＋ｎ）、補正後の画素（ｘｏ＋ｍ、ｙｏ＋ｎ）
に関するカウント数をＤｃ（ｘｏ＋ｍ、ｙｏ＋ｎ）とす
ると、 Ｄc(xo+m,yo+n)＝ｐ(xo+m,yo+n)・Ｄo(xo+m,yo+n) の計算を行う。
【００１６】なお、上記の実施例に限らず、この発明の
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、ま
た、ラッチ回路７とマルチプレクサ１０との間に減算
器、乗算器または非線形変換テーブルメモリなどを挿入
してもよい。さらに、上記の単純なエネルギ重み付け散
乱線除去補正処理の代わりに、領域重み付け散乱線除去
補正処理（つまり２次元空間フィルタを用いた補正）を
行うよう構成することもできる。
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、ま
た、ラッチ回路７とマルチプレクサ１０との間に減算
器、乗算器または非線形変換テーブルメモリなどを挿入
してもよい。さらに、上記の単純なエネルギ重み付け散
乱線除去補正処理の代わりに、領域重み付け散乱線除去
補正処理（つまり２次元空間フィルタを用いた補正）を
行うよう構成することもできる。
【００１７】
【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、位置つまり画素ごとにエネ
ルギスペクトル情報に基づいてエネルギ重み付け関数を
変えてエネルギ重み付け散乱線除去補正を行っているた
め、定量性に優れる。また、ＳＰＥＣＴ撮影はもちろ
ん、スタティック撮影（５１２×５１２のマトリクスサ
イズの画像撮影）や全身スキャン撮影（２５６×１０２
４または５１２×２０４８などのマトリクスサイズの画
像撮影）に関しても、定量性の優れたエネルギ重み付け
散乱線除去補正を行うことができて良好な画質が得られ
る。さらに、粗いマトリクスの画素ごとにエネルギスペ
クトル情報を収集しているので、統計誤差を少なくでき
る。また粗いマトリクスの画素ごとにエネルギ重み付け
散乱線除去補正処理を行うので、計算処理量が少なくて
済む。このエネルギスペクトル情報に基づいていったん
散乱線除去補正を行い、その結果と補正前のデータとの
比から補正係数を求め、これを補間して細かいマトリク
スの画素に作用させて補正するようにしているので、計
算量を少なくできる。さらに、補正後のデータと未補正
のデータの両方が得られる。また、後処理のため、補正
のパラメータを変更して補正処理を行い、それらの結果
を比較検討することも容易である。
イメージング装置によれば、位置つまり画素ごとにエネ
ルギスペクトル情報に基づいてエネルギ重み付け関数を
変えてエネルギ重み付け散乱線除去補正を行っているた
め、定量性に優れる。また、ＳＰＥＣＴ撮影はもちろ
ん、スタティック撮影（５１２×５１２のマトリクスサ
イズの画像撮影）や全身スキャン撮影（２５６×１０２
４または５１２×２０４８などのマトリクスサイズの画
像撮影）に関しても、定量性の優れたエネルギ重み付け
散乱線除去補正を行うことができて良好な画質が得られ
る。さらに、粗いマトリクスの画素ごとにエネルギスペ
クトル情報を収集しているので、統計誤差を少なくでき
る。また粗いマトリクスの画素ごとにエネルギ重み付け
散乱線除去補正処理を行うので、計算処理量が少なくて
済む。このエネルギスペクトル情報に基づいていったん
散乱線除去補正を行い、その結果と補正前のデータとの
比から補正係数を求め、これを補間して細かいマトリク
スの画素に作用させて補正するようにしているので、計
算量を少なくできる。さらに、補正後のデータと未補正
のデータの両方が得られる。また、後処理のため、補正
のパラメータを変更して補正処理を行い、それらの結果
を比較検討することも容易である。
【図１】この発明の一実施例のブロック図。
【図２】画像収集メモリ９の概念図。
【図３】画像収集メモリ１１の概念図。
【図４】エネルギスペクトル例を示すグラフ。
【図５】重み関数例を示すグラフ。
【図６】補間計算を説明するための図。
１ 検出器 ２、３、４ Ａ／Ｄ変換器 ５、６、７ ラッチ回路 ８、１０ マルチプレクサ ９、１１ 画像収集メモリ １２ 画像処理メモリ １３ 画像処理回路 １４ ＣＰＵ １５ タイミング制御回路 １６ 主波高分析器
Claims (1)
- 【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器
と、上記２次元位置信号のそれぞれのデジタル値でアド
レスして２次元画像データを収集する第１のメモリと、
上記２次元位置信号のそれぞれのデジタル値の上位ビッ
トとエネルギ信号のデジタル値とでアドレスして３次元
画像データを収集する第２のメモリと、上記エネルギ信
号が所定のウインドウに入っていることを判定して上記
第１のメモリでのデータ収集を行わせる波高分析器と、
第２のメモリのデータに対してエネルギ重み付け散乱線
除去補正処理を行い、補正後のデータと、第２のメモリ
に蓄えられた補正前のデータのうちの上記ウインドウ内
データとの比率を各画素ごとに算出することによって第
２のメモリの各画素に関する補正係数を求めるととも
に、この補正係数から補間計算によって第１のメモリの
各画素についての補正係数を求めて第１のメモリのデー
タに作用させて第１のメモリに収集された画像データを
補正する画像処理装置とを備えることを特徴とする核医
学イメージング装置。
Priority Applications (4)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP28047592A JP2509507B2 (ja) | 1992-09-24 | 1992-09-24 | 核医学イメ―ジング装置 |
| US08/124,860 US5466939A (en) | 1992-09-24 | 1993-09-22 | Nuclear medicine imaging apparatus |
| EP93115415A EP0589467B1 (en) | 1992-09-24 | 1993-09-23 | Nuclear medicine imaging apparatus |
| DE69323257T DE69323257T2 (de) | 1992-09-24 | 1993-09-23 | Nuklearmedizinische Bildwiedergabe - Einrichtung |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP28047592A JP2509507B2 (ja) | 1992-09-24 | 1992-09-24 | 核医学イメ―ジング装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH06109852A JPH06109852A (ja) | 1994-04-22 |
| JP2509507B2 true JP2509507B2 (ja) | 1996-06-19 |
Family
ID=17625599
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP28047592A Expired - Lifetime JP2509507B2 (ja) | 1992-09-24 | 1992-09-24 | 核医学イメ―ジング装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2509507B2 (ja) |
Families Citing this family (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| FR2759837B1 (fr) * | 1997-02-14 | 2001-10-19 | Commissariat Energie Atomique | Dispositif et procede de traitement de signaux d'un detecteur de rayonnements a semiconducteurs |
| JP5431866B2 (ja) * | 2009-10-22 | 2014-03-05 | 住友重機械工業株式会社 | 検出結果補正方法、その検出結果補正方法を用いた放射線検出装置、その検出結果補正方法を実行するためのプログラム、及びそのプログラムを記録する記録媒体 |
| CN102933983B (zh) * | 2010-06-10 | 2015-05-27 | 株式会社岛津制作所 | 二维位置图校正方法 |
-
1992
- 1992-09-24 JP JP28047592A patent/JP2509507B2/ja not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH06109852A (ja) | 1994-04-22 |
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