JP2743796B2 - Correction method for nuclear medicine imaging device - Google Patents
Correction method for nuclear medicine imaging deviceInfo
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Description
【0001】[0001]
【産業上の利用分野】この発明は、核医学診断装置に関
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。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a nuclear medicine diagnostic apparatus, and more particularly to a SPECT (Single Photo) constructed using a scintillation camera and this camera.
n Emission Computed Tomog
The present invention relates to a correction method for a nuclear medicine imaging device such as a raph device.
【0002】[0002]
【従来の技術】核医学イメージング装置は、RI(放射
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。2. Description of the Related Art A nuclear medicine imaging apparatus administers a radioisotope (RI) to a subject and, when accumulated in a specific organ or the like, detects radiation emitted from the body to the outside of the body to obtain emission data. It collects and obtains an image. Here, the radiation emitted from the RI causes Compton scattering in the tissue inside the body before coming out of the body from the body.
Therefore, it is necessary to perform correction on the obtained emission data so as to eliminate the influence of the scattering.
【0003】そのため、エネルギー重み付け散乱線除去
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。For this reason, an energy-weighted scattered radiation removal correction method has been proposed. The energy weighting function used therein is disclosed in Japanese Patent Application No. 60-298164 (Japanese Patent Application Laid-Open No.
The scattering coefficient is calculated from the scattered radiation removal correction coefficient f {E, (Ai / Si)} = (Ao / So) / (Ai / Si). Here, Ai is a count at an arbitrary energy E, and Si is a count in a higher energy region than a peak in the photoelectric effect region in the energy spectrum. Ao and So are counts when there is no scatterer. That is, a scatterer causing the same degree of scattering as the object is measured in advance, an energy spectrum is obtained for each thickness of the scatterer, and Ai and Si for each E are obtained for each spectrum. The values Ao and So when there is no body are obtained.
【0004】[0004]
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、従来の
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。However, in the conventional correction method, it is preferable to collect single nuclides with a single peak. However, when there is a background such as simultaneous collection of two nuclides or multi-peak with only one nuclide, the conventional correction method has a problem. In addition, there is a problem that an error occurs in the correction. In addition, the error increases as the amount of the background increases, and the amount of the background is troublesome because the amount of the background differs for each inspection and each position.
【0005】この発明は、上記に鑑み、2核種同時収集
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。In view of the above, the present invention makes it possible to satisfactorily perform scattered radiation removal correction in the case of simultaneous collection of two nuclides or in the case of multiple peaks even in the case of single nuclide collection, as in the case of single nuclide collection of a single peak. It is an object of the present invention to provide a method of correcting a nuclear medicine imaging device which is improved as much as possible.
【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。In order to achieve the above object, a correction method for a nuclear medicine imaging apparatus according to the present invention uses a weighting function to add weights to each count of a measured energy spectrum. As the energy weighting function, a positive value in the range of the photoelectric effect region, a negative value in each range of the region on the low energy side and the region on the high energy side adjacent to the photoelectric effect region,
It is characterized in that a material having a value of zero in other energy ranges and having such a characteristic that the first-order integral value in the entire energy range becomes zero is used.
【0007】[0007]
【作用】エネルギー重み関数の全エネルギー範囲での1
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。[Action] 1 in the entire energy range of the energy weight function
By calculating the function so that the next integral value becomes zero, and using the function to weight and add each count of the measured energy spectrum, if the energy spectrum includes a background component, the background The component of the constant term of the ground component is removed.
Therefore, when the amount of the background can be approximated to be constant with respect to the energy, effective scattered radiation removal correction can be performed regardless of the increase or decrease of the amount of the background.
【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。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。DETAILED DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS Hereinafter, a preferred embodiment of the present invention will be described in detail with reference to the drawings. First, data for obtaining a correction coefficient is collected using the system shown in FIG. This system is mainly composed of a scintillation camera 11, and a position signal X,
Y, an energy signal Z, and an unblank signal are sent to the interface circuit 12. The energy signal Z is input to the multi-channel analyzer 13 via the interface circuit 12, and the wave height of the energy signal Z is analyzed. In this way, energy analysis is performed for each radiation incident event on the scintillation camera 11, and the result is sent to the energy spectrum collection device 14 to perform counting for each energy. In the energy spectrum collecting apparatus 14, since the counting for each energy is performed for each radiation incident position represented by the position signals X and Y, an energy spectrum is obtained for each incident position.
【0009】まず実際の被検体に対する測定に先だって
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。First, the scatterer 20 is measured prior to the actual measurement on the subject, and energy spectrum data for obtaining a correction coefficient is collected. Since a subject is usually a human body, a scatterer 20 that produces scattering similar to a human body is used as the scatterer 20, and energy spectrum data is collected for portions having different thicknesses.
For example, the scatterer 20 is formed in a wedge shape, and radiation sources 30, 31, 32,... Are arranged at various thickness portions, and the energy spectrum as shown in FIG. Get. 2A is an energy spectrum at the position of the source 30, FIG. 2B is an energy spectrum obtained at the position of the source 31, and FIG. 2C is an energy spectrum obtained at the position of the source 32. It is a spectrum. At the position of the source 30, the thickness of the scatterer 20 is zero and there is no Compton scattering.
Since the scatterer 20 has a small thickness at the position of the radiation source 31 and has a larger thickness at the position of the radiation source 32, Compton scattering occurs corresponding to the thickness.
【0010】この図2の各スペクトルにおいて点線はバ
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。[0010] In each spectrum of FIG. 2, a dotted line indicates a background distribution. In the case of simultaneous collection of two nuclides, such as the combination of Tl-201 and Tc-99m or the combination of Tl-201 and I-123, there is a crosstalk between nuclides, and the spectra of nuclides on the low energy side show high spectra. Such a background is observed because a count due to scattered radiation on the energy side is added. The same applies to a single nuclide in the case of a multipeak. Here, the radiation sources 30, 31, 32,... Are the same combination of two nuclides or the same multi-peak one nuclide as administered to the actual subject.
【0011】散乱体20について種々の厚さでのエネル
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。When the energy spectrum of the scatterer 20 at various thicknesses is obtained, a region on the higher energy side than the peak in the photoelectric effect region (for example, an energy region of 105% to 110% of the energy of the photoelectric peak).
The count So, Si (i = 1, 2,...) At S is obtained. Since this region S is a region which is not affected by Compton scattering due to radiation from the nuclide having the photoelectric peak, assuming that there is no background indicated by a dotted line, the count in this region S is referred to. By normalization, a spectrum as shown in FIG. 3 can be obtained. From FIG. 3, if Ao / A1n and Ao / A2n are obtained, when the actual measurement counts are A1n and A2n, the values are multiplied by Ao / A1n and Ao / A2n to obtain a case where there is no scatterer. It can be seen that the value can be converted to Ao. Ao, Ai (i = 1, 2,...) Are counts at an arbitrary energy E, and A1n and A2n are normalized on the basis of the count in the region S, that is, A1n = A1 · (So / S1), A2n = A2 · (S
o / S2). That is, the scatterer 20 differs from the prior art.
The scattered radiation correction coefficient f {E, (Ai / Si)} = (Ao / So) / (Ai /
If an energy spectrum is obtained at a certain position with respect to the actual subject, the ratio Ai / Si with respect to the count Ai at an arbitrary energy E in the energy spectrum can be obtained from the Si obtained from the energy spectrum. The above function f is determined by Si and its energy E.
When multiplied by the correction value obtained from {E, (Ai / Si)},
This can be converted to a count when there is no scatterer, and scattered radiation removal correction can be performed. However, in reality, there is a background, and scattered radiation removal correction cannot be accurately performed by such correction.
【0012】そこで、光電効果領域PをエネルギーE2
〜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。Therefore, the photoelectric effect region P is set to the energy E2
To E3 (for example, 90% of the energy of the photopeak).
% To 110%), and consider the low energy side region SL and the high energy side region SH adjacent thereto. The region SL is a region of energy E1 to E2 (for example, 85% to 90% of the energy of the photoelectric peak), and the region SH is a region of energy E3 to E4 (for example, 110% to 115% of the energy of the photoelectric peak). And the energy weighting function f (E) in the region P is
Counts Ai and Si at an arbitrary energy E obtained from the energy spectrum actually measured for the subject
Is determined according to the above function f {E, (Ai / Si)}. Here, f (E) ≧ 0. It is assumed that f (E) ≦ 0 in the regions SL and SH, and f (E) = 0 in regions outside these, that is, in the regions of E <E1 and E> E4. The energy weighting function f (E) thus obtained is weighted and added to each count of the measured energy spectrum to perform scattered radiation removal correction.
【0013】エネルギースペクトルa(E)は、対象と
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1The energy spectrum a (E) is represented by the sum of a net spectral component b (E) such as the photoelectric peak of the radiation of interest and its related Compton scattering and a background component c (E), a (E) = b (E) + c (E). Here, assuming that c (E) can be approximated by c (E) ≒ αE + β (α, β: constant), the energy spectrum a
The weighted addition operation of the energy weighting function f (E) for (E) is performed by the following equation 1.
【数1】 で表わされることになる。そこで、エネルギー重み関数
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(Equation 1) Will be represented by Therefore, the first-order integral value (one-time integral) of the energy weighting function f (E) becomes zero, that is,
【数2】 を満たすようにE1〜E2、E3〜E4の範囲のf
(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。(Equation 2) F in the range of E1 to E2 and E3 to E4 to satisfy
Determine the value of (E). Then, this f (E) becomes like A, B, C in FIG. 4, and these are A, B in FIG.
4A corresponds to B and C, FIG. 4A shows the case where the scatterer 20 is not provided, FIG. 4B shows the case where the scatterer 20 is thin, and FIG.
Is thick.
【0014】実際の被検者に上記と同じ核種のRIを投
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。The measurement performed by administering the same nuclide RI to the actual subject is performed by using the scattered radiation correction coefficient f {E, (Ai / Si)} obtained by the measurement of the scatterer 20 for correction data. This is performed after the processing up to the storage in the memory 16 is completed. In the measurement, when an energy spectrum is obtained by the energy spectrum collecting device 14 for each position represented by the position signals X and Y from the scintillation camera 11, the correction arithmetic device 15 The correction coefficient f {E, (A
i / Si)} and count A at an arbitrary energy E obtained from the obtained energy spectrum.
The energy weighting function f (E) in the region P is calculated from the ratio Ai / Si between i and Si and its energy E. Further, f in the range of E1 to E2 and E3 to E4 is set so that the first-order integral value of the energy weighting function f (E) becomes zero.
Determine the value of (E). The energy weighting function f (E) thus obtained is weighted and added to each count of the measured energy spectrum. Then, since the above equation 2 is satisfied, the third term on the right side of the above equation 1 becomes zero, and the energy weighting correction can be performed without being affected by the amount of the component β of the background constant term. I understand. Therefore, when the amount of the background can be approximated to be constant with respect to the energy (α ≒ 0), effective scattered radiation removal correction can be performed regardless of the increase or decrease of the amount of the background.
【0015】さらに、つぎの数式3Further, the following equation (3)
【数3】 が成立する。なぜならば F(E1)=F(E4)=0 であるからである。そこで、エネルギー重み関数f
(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(Equation 3) Holds. This is because F (E1) = F (E4) = 0. Therefore, the energy weighting function f
(E) so that the quadratic integrated value (integrated twice) becomes zero, that is,
【数4】 を満たすようにE1〜E2、E3〜E4の範囲のf
(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、(Equation 4) F in the range of E1 to E2 and E3 to E4 to satisfy
Determine the value of (E). Then, this f (E) becomes like A, B, and C in FIG. 5, which are respectively A, B, and C in FIG.
5A corresponds to B and C, FIG. 5A illustrates the case where the scatterer 20 is not provided, FIG. 5B illustrates the case where the scatterer 20 is thin, and FIG.
Is thick. F (E) corresponding to each of these is as shown by the solid lines of A, B, and C in FIG. For comparison with this, FIG.
When F (E) is obtained from f (E) of FIG. 6, it becomes as shown by dotted lines of A, B, and C in FIG.
【数5】 となってバックグラウンドの1次の項の係数(傾き)α
の影響を受けることが分かる。(Equation 5) And the coefficient (slope) α of the first-order term of the background
It can be seen that it is affected by
【0016】実際の被検者についての測定によってエネ
ルギースペクトルが得られたとき、補正演算装置15
が、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。When the energy spectrum is obtained by the measurement on the actual subject, the correction arithmetic unit 15
However, the region P portion of the energy weighting function f (E) is obtained in the same manner as described above, and for the values in the range of E1 to E2 and E3 to E4, the first and second integral values of f (E) are The energy weighting function f (E) is obtained assuming that it becomes zero, and the energy weighting function f (E) is weighted and added to each count of the measured energy spectrum. In this case, since Equations 2 and 4 are satisfied, the third term on the right side of Equation 1 becomes zero, and the second term on the right side of Equation 1 becomes zero. Coefficient (slope) α of first-order term
And the energy weighting correction can be performed without being affected by both the amount of the component β of the constant term.
【0017】このような補正演算処理により、各位置に
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。By performing the scattered radiation removal correction on the energy spectrum at each position by such correction calculation processing, a scintigram excellent in quantitative performance can be obtained. In addition, the scintillation camera 11 is rotated around the subject to perform measurements in all directions around the subject, and only the data on the desired slice plane is taken out of the data collected in each direction, and the data is back-projected as projection data. By performing the calculation, the emission CT image can be reconstructed. In this case, however, the value of each pixel of the reconstructed image can be corrected for Compton scattered radiation without influence of the background. Increase.
【0018】なお、上記の実施例では、エネルギースペ
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。In the above embodiment, f (E) in the energy range of energy E2 to E3 was obtained by measuring the scatterer 20 (Ao / So) / (Ai / S).
Although it is determined based on i), it can be determined by other equations. Energy weighting function f
(E) is determined according to the energy spectrum (specifically, determined from the scattered ray correction coefficient f {E, (Ai / Si)} using Ai / Si and E as described above).
Uses a single energy weighting function, f (E), derived from a representative one of the energy spectra, whereby the energy weighting is independent of the energy spectrum measured on the actual subject and is merely dependent on its energy. The scattered radiation removal correction may be performed. In addition, various changes can be made without departing from the spirit of the present invention.
【0019】[0019]
【発明の効果】以上実施例について説明したように、こ
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。As described above, according to the correction method of the nuclear medicine imaging apparatus of the present invention,
With little effect on increasing or decreasing the amount of background,
Energy weighted scattered radiation removal correction can be performed with high accuracy. Therefore, especially, for example, Tl-201
In the case of simultaneous collection of two nuclides, such as the combination of Tc-99m or Tl-201 and I-123, variations in the dose of each nuclide, differences in shape between subjects, and drugs labeled with the nuclide Excellent scattered radiation removal correction can be performed without depending on the type of the sample, the variation in the intake rate among the subjects, and between the sites, and the like, and the quantitativeness of the image can be improved. In the collection of one nuclide, for example, Tl
Even in the case of multi-peaks such as -201, In-111, and Ga-67, good scattered radiation removal correction can be performed without depending on the difference in shape between subjects, etc., and the quantitativeness of the image is improved. can do.
【図1】この発明の一実施例のブロック図。FIG. 1 is a block diagram of one embodiment of the present invention.
【図2】エネルギースペクトルを示すグラフ。FIG. 2 is a graph showing an energy spectrum.
【図3】正規化したスペクトルを表わすグラフ。FIG. 3 is a graph showing a normalized spectrum.
【図4】エネルギー重み関数f(E)の一例を表わすグ
ラフ。FIG. 4 is a graph showing an example of an energy weighting function f (E).
【図5】エネルギー重み関数f(E)の他の例を表わす
グラフ。FIG. 5 is a graph showing another example of the energy weighting function f (E).
【図6】エネルギー重み関数f(E)の1次積分関数F
(E)の一例を表わすグラフ。FIG. 6 shows a linear integral function F of an energy weighting function f (E).
The graph showing an example of (E).
11 シンチレーションカメラ 12 インターフェイス回路 13 マルチチャンネルアナライザ 14 エネルギスペクトル収集装置 15 補正演算装置 16 補正データ用メモリ 20 散乱体 30、31、32 線源 REFERENCE SIGNS LIST 11 scintillation camera 12 interface circuit 13 multi-channel analyzer 14 energy spectrum collection device 15 correction operation device 16 memory for correction data 20 scatterer 30, 31, 32 radiation source
Claims (1)
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。1. A positive value in a range of a photoelectric effect region, a negative value in each of a low energy side region and a high energy side region adjacent to the photoelectric effect region, and a zero value in other energy ranges. Nuclear medicine imaging apparatus having a weighted addition to each count of a measured energy spectrum using an energy weighting function having a characteristic such that a first-order integral value in the entire energy range is zero. Correction method.
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JP5292797A JP2743796B2 (en) | 1993-10-27 | 1993-10-27 | Correction method for nuclear medicine imaging device |
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JPH07120556A JPH07120556A (en) | 1995-05-12 |
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JP2010032214A (en) * | 2007-04-23 | 2010-02-12 | Natl Inst Of Radiological Sciences | Radioactive ray detecting method and device utilizing energy and position information |
-
1993
- 1993-10-27 JP JP5292797A patent/JP2743796B2/en not_active Expired - Lifetime
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