JP3313495B2 - 核医学機器システム - Google Patents
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Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、二次元画像の散乱線の
補正と、被検体内の構成物質及び被検体以外の物質の少
なくとも一方によるγ線の吸収の補正とを行う核医学機
器システムに関する。
補正と、被検体内の構成物質及び被検体以外の物質の少
なくとも一方によるγ線の吸収の補正とを行う核医学機
器システムに関する。
【０００２】
【従来の技術】従来の核医学機器システムにおいては、
放射性同位元素（以下、ＲＩと称す）を被検体に投与
し、そのＲＩ分布状態をシンチレーションカメラにより
画像化し診断に供している。断層像撮影装置として、シ
ングル・フォトン・エミッション・コンピュータ断層撮
影装置（以下、ＳＰＥＣＴ装置と称す）が広く普及発展
してきている。この種の核医学機器システムにおける診
断機能を向上するために、被検体内のＲＩから放射され
るγ線が受ける吸収と散乱の影響を取り除き、正確なＲ
Ｉの分布状態を得ることが要求される。
放射性同位元素（以下、ＲＩと称す）を被検体に投与
し、そのＲＩ分布状態をシンチレーションカメラにより
画像化し診断に供している。断層像撮影装置として、シ
ングル・フォトン・エミッション・コンピュータ断層撮
影装置（以下、ＳＰＥＣＴ装置と称す）が広く普及発展
してきている。この種の核医学機器システムにおける診
断機能を向上するために、被検体内のＲＩから放射され
るγ線が受ける吸収と散乱の影響を取り除き、正確なＲ
Ｉの分布状態を得ることが要求される。
【０００３】上記のような従来装置において、被検体自
身の吸収の補正については考えられてきている。しか
し、被検体の周囲にある被検体以外の放射線吸収体（以
下、単に「吸収体」と称する）の吸収については極力そ
の吸収を小さくする措置は採られているが、被検体以外
の吸収体の吸収の影響を取り除く手段は講じられていな
い。しかし、実際には、被検体の周囲には、被検体を載
せるベッドなど、画像に影響する吸収体が存在してい
る。そのため、ベッドなどの吸収体を含む投影像により
再構成した断層像は、ベッドなどの余分な吸収を含む。
しかし、従来は、このベッドなどの吸収の影響は、その
画像を観察して診断する時点で医師等がそのことを考慮
して診断する以外に有効な方法がない。
身の吸収の補正については考えられてきている。しか
し、被検体の周囲にある被検体以外の放射線吸収体（以
下、単に「吸収体」と称する）の吸収については極力そ
の吸収を小さくする措置は採られているが、被検体以外
の吸収体の吸収の影響を取り除く手段は講じられていな
い。しかし、実際には、被検体の周囲には、被検体を載
せるベッドなど、画像に影響する吸収体が存在してい
る。そのため、ベッドなどの吸収体を含む投影像により
再構成した断層像は、ベッドなどの余分な吸収を含む。
しかし、従来は、このベッドなどの吸収の影響は、その
画像を観察して診断する時点で医師等がそのことを考慮
して診断する以外に有効な方法がない。
【０００４】上記の問題点を解決するために、予めベッ
ドの形状を記憶しておくことにより、このベッドによる
放射線の吸収を補正する装置が提案されている（特開昭
６３−８５４８１）。この装置によれば、投影方向が決
まれば、予め記憶されたベッドの吸収を補正することが
できる。
ドの形状を記憶しておくことにより、このベッドによる
放射線の吸収を補正する装置が提案されている（特開昭
６３−８５４８１）。この装置によれば、投影方向が決
まれば、予め記憶されたベッドの吸収を補正することが
できる。
【０００５】しかし、この装置では、ベッドの吸収は基
本的には補正可能であるが、具体的な吸収補正方法に関
する手段は開示されていない。この装置では、散乱線成
分を取り除く手段は考慮されていない。更に、被検体以
外の吸収補正をベッドのみに限っているので、ベッド以
外の吸収に関しては、その吸収補正を行うことができな
い。
本的には補正可能であるが、具体的な吸収補正方法に関
する手段は開示されていない。この装置では、散乱線成
分を取り除く手段は考慮されていない。更に、被検体以
外の吸収補正をベッドのみに限っているので、ベッド以
外の吸収に関しては、その吸収補正を行うことができな
い。
【０００６】更に、散乱補正及び吸収補正を行うことが
可能な場合にも、散乱補正を行ってから吸収補正を行う
ようにしないと、正確な被検体の断層像を得ることがで
きない。例えば、被検体がドーナツ状である場合を考慮
する。被検体の中心部はＲＩが存在しないので、断層像
も中心が存在しないような像が得られなければならな
い。しかし、吸収補正を行ってから散乱補正を行うよう
に構成すると、被検体の中心部にはＲＩが存在しないに
もかかわらず、吸収補正によって放射線量がシフトされ
るので、その後に散乱補正を行ってもあたかも被検体の
中心部にＲＩが存在するような像が得られるという不具
合がある。
可能な場合にも、散乱補正を行ってから吸収補正を行う
ようにしないと、正確な被検体の断層像を得ることがで
きない。例えば、被検体がドーナツ状である場合を考慮
する。被検体の中心部はＲＩが存在しないので、断層像
も中心が存在しないような像が得られなければならな
い。しかし、吸収補正を行ってから散乱補正を行うよう
に構成すると、被検体の中心部にはＲＩが存在しないに
もかかわらず、吸収補正によって放射線量がシフトされ
るので、その後に散乱補正を行ってもあたかも被検体の
中心部にＲＩが存在するような像が得られるという不具
合がある。
【０００７】被検体のみの吸収の影響を考慮した場合に
は、例えば、再構成された断層像から被検体の中心付近
がくぼんでいるのを見込んで診断することも可能であ
り、又は、ＣＨＡＮＧ法等により吸収の補正も可能であ
る。しかしながら、実際には、被検体以外にベッド等の
局所的な吸収の影響があると共に、被検体自身において
も、例えば、骨部等の放射性同位元素を含まない被検体
内の物質の吸収がある。従って、従来の方法では、これ
らの吸収が考慮に入れられていないので、再構成された
断層像自体が歪んだ画像となり、画像の正確な評価が困
難である。
は、例えば、再構成された断層像から被検体の中心付近
がくぼんでいるのを見込んで診断することも可能であ
り、又は、ＣＨＡＮＧ法等により吸収の補正も可能であ
る。しかしながら、実際には、被検体以外にベッド等の
局所的な吸収の影響があると共に、被検体自身において
も、例えば、骨部等の放射性同位元素を含まない被検体
内の物質の吸収がある。従って、従来の方法では、これ
らの吸収が考慮に入れられていないので、再構成された
断層像自体が歪んだ画像となり、画像の正確な評価が困
難である。
【０００８】上記のように、従来の核医学機器システム
は、被検体以外の吸収体による吸収の影響を考慮してい
ない。ベッドの吸収を考慮した技術も開示されている
が、その具体的な解決方法に関する知見が欠けると共
に、散乱線成分の除去、更には、被検体内の所定の放射
性同位元素を含む物質以外の物質による吸収の影響を除
去する手段は開示されていない。従って、再構成された
断層像が歪んだ画像となるので、画像の評価が難しい。
は、被検体以外の吸収体による吸収の影響を考慮してい
ない。ベッドの吸収を考慮した技術も開示されている
が、その具体的な解決方法に関する知見が欠けると共
に、散乱線成分の除去、更には、被検体内の所定の放射
性同位元素を含む物質以外の物質による吸収の影響を除
去する手段は開示されていない。従って、再構成された
断層像が歪んだ画像となるので、画像の評価が難しい。
【０００９】
【発明が解決しようとする課題】本発明は、被検体内の
所定の放射性同位元素を含む物質以外の物質及び被検体
以外の吸収体の少なくとも一方の吸収による影響を補正
し、更には、収集されたデータから短時間かつ高精度に
散乱成分を補正することによって、より正確な被検体の
ＲＩ分布を画像化する核医学機器システムを提供するこ
とを目的とする。
所定の放射性同位元素を含む物質以外の物質及び被検体
以外の吸収体の少なくとも一方の吸収による影響を補正
し、更には、収集されたデータから短時間かつ高精度に
散乱成分を補正することによって、より正確な被検体の
ＲＩ分布を画像化する核医学機器システムを提供するこ
とを目的とする。
【００１０】
【課題を解決するための手段】本発明は、上記の課題を
解決するために次のような手段を講じた。本発明の第１
局面に係る核医学機器システムは、被検体に投与された
放射性同位元素から発生するガンマ線を検出して、検出
データを出力する検出手段と、前記検出手段から出力さ
れた検出データの散乱線成分を除去する除去手段と、前
記被検体内の構成物質の放射線吸収データを記憶する記
憶手段と、前記除去手段で散乱線成分が除去された検出
データを前記記憶手段から供給される放射線吸収データ
に基づいて補正する補正手段と、前記補正手段によって
補正された検出データを出力する出力手段と、を具備す
ることを特徴とする。本構成において、前記構成物質
は、前記被検体の頭蓋骨であることが好ましい。
解決するために次のような手段を講じた。本発明の第１
局面に係る核医学機器システムは、被検体に投与された
放射性同位元素から発生するガンマ線を検出して、検出
データを出力する検出手段と、前記検出手段から出力さ
れた検出データの散乱線成分を除去する除去手段と、前
記被検体内の構成物質の放射線吸収データを記憶する記
憶手段と、前記除去手段で散乱線成分が除去された検出
データを前記記憶手段から供給される放射線吸収データ
に基づいて補正する補正手段と、前記補正手段によって
補正された検出データを出力する出力手段と、を具備す
ることを特徴とする。本構成において、前記構成物質
は、前記被検体の頭蓋骨であることが好ましい。
【００１１】本発明の第２局面に係る核医学機器システ
ムは、被検体に投与された放射性同位元素から発生する
ガンマ線を検出して、検出データを出力する検出手段
と、前記検出手段から出力された検出データの散乱線成
分を除去する除去手段と、前記被検体と前記検出手段と
の間に位置する天板の放射線吸収データを記憶する記憶
手段と、前記除去手段で散乱線成分が除去された検出デ
ータを前記記憶手段から供給される放射線吸収データに
基づいて補正する補正手段と、前記補正手段によって補
正された検出データを出力する出力手段とを具備するこ
とを特徴とする。上記の核医学機器システムにおいて、
下記のような実施態様が好ましい。 （１） 前記記憶手段が、前記天板の放射線吸収データ
を、前記被検体の放射線吸収データで換算した等価吸収
量で記憶すること。 （２） 前記被検体と前記検出手段との間で相対的な回
転運動を行うことにより、前記検出手段が前記被検体を
走査する走査手段を更に具備すること。 （３） 前記記憶手段が、前記走査手段による所定の回
転角度毎の放射線吸収データを記憶すること。 （４） 前記除去手段が、前記検出されたガンマ線のエ
ネルギーウィンドウを一つの光電ピークに関して少なく
とも１つ設定する手段と、前記エネルギーウィンドウに
おける散乱成分補正係数を求める手段と、前記散乱成分
補正係数を用いて前記検出データからガンマ線の散乱線
成分を除去する手段と、を有すること。
ムは、被検体に投与された放射性同位元素から発生する
ガンマ線を検出して、検出データを出力する検出手段
と、前記検出手段から出力された検出データの散乱線成
分を除去する除去手段と、前記被検体と前記検出手段と
の間に位置する天板の放射線吸収データを記憶する記憶
手段と、前記除去手段で散乱線成分が除去された検出デ
ータを前記記憶手段から供給される放射線吸収データに
基づいて補正する補正手段と、前記補正手段によって補
正された検出データを出力する出力手段とを具備するこ
とを特徴とする。上記の核医学機器システムにおいて、
下記のような実施態様が好ましい。 （１） 前記記憶手段が、前記天板の放射線吸収データ
を、前記被検体の放射線吸収データで換算した等価吸収
量で記憶すること。 （２） 前記被検体と前記検出手段との間で相対的な回
転運動を行うことにより、前記検出手段が前記被検体を
走査する走査手段を更に具備すること。 （３） 前記記憶手段が、前記走査手段による所定の回
転角度毎の放射線吸収データを記憶すること。 （４） 前記除去手段が、前記検出されたガンマ線のエ
ネルギーウィンドウを一つの光電ピークに関して少なく
とも１つ設定する手段と、前記エネルギーウィンドウに
おける散乱成分補正係数を求める手段と、前記散乱成分
補正係数を用いて前記検出データからガンマ線の散乱線
成分を除去する手段と、を有すること。
【００１２】
【００１３】
【００１４】
【００１５】更に、本発明の放射線診断方法は、前記被
検体と前記検出器との間に位置する放射線吸収体の放射
線吸収データを予め記憶するステップと、前記被検体に
投与された放射性同位元素から発生するガンマ線を前記
検出器により検出して、検出データを出力するステップ
と、前記検出データを前記放射線吸収データに基づいて
補正するステップと、前記補正された検出データを出力
するステップとを具備することを特徴とする。
検体と前記検出器との間に位置する放射線吸収体の放射
線吸収データを予め記憶するステップと、前記被検体に
投与された放射性同位元素から発生するガンマ線を前記
検出器により検出して、検出データを出力するステップ
と、前記検出データを前記放射線吸収データに基づいて
補正するステップと、前記補正された検出データを出力
するステップとを具備することを特徴とする。
【００１６】
【作用】上記手段を講じた結果、次のような作用が生じ
る。本発明によれば、被検体内の所定の放射性同位元素
を含む物質以外の例えば頭蓋骨等の物質、或いは被検体
以外の例えばベッド等の吸収体（以下、「被検体等」と
称する）による吸収を補正する手段を備えたので、断層
像の画像の歪みを解消できる。加えて、本発明によれ
ば、被検体による部分的な吸収が除かれるので、画像の
分解能が向上する。更に、本発明は吸収を補正する手段
に加え散乱成分を補正する手段も備えたので、画質が向
上する。従って、診断精度が向上すると共に、吸収の影
響等を医師等が判断する必要がなくなるので、オペレー
タの負担が軽減され、人的誤差がなくなる。
る。本発明によれば、被検体内の所定の放射性同位元素
を含む物質以外の例えば頭蓋骨等の物質、或いは被検体
以外の例えばベッド等の吸収体（以下、「被検体等」と
称する）による吸収を補正する手段を備えたので、断層
像の画像の歪みを解消できる。加えて、本発明によれ
ば、被検体による部分的な吸収が除かれるので、画像の
分解能が向上する。更に、本発明は吸収を補正する手段
に加え散乱成分を補正する手段も備えたので、画質が向
上する。従って、診断精度が向上すると共に、吸収の影
響等を医師等が判断する必要がなくなるので、オペレー
タの負担が軽減され、人的誤差がなくなる。
【００１７】
【実施例】図面参照して本発明の実施例を説明する。以
下、図面を参照して、本発明の一実施例を説明する。本
発明の基本構成を図１に示す。図１は、本発明の一実施
例に係るシンチレーションカメラの主要部のブロック図
を示す。
下、図面を参照して、本発明の一実施例を説明する。本
発明の基本構成を図１に示す。図１は、本発明の一実施
例に係るシンチレーションカメラの主要部のブロック図
を示す。
【００１８】本発明のシンチレーションカメラは、基本
的に、ガンマカメラ１０と、被検体走査装置２０と、散
乱線補正装置３０と、吸収体作成装置４０と、画像再構
成装置５０と、表示装置６０と、を備えた。本発明のシ
ンチレーションカメラは、必要に応じて図示しない磁気
ディスク等の記憶部を有し、その記憶部はガンマカメラ
１０によって収集されたデータ及び画像再構成装置５０
によって再構成された画像を記録する。
的に、ガンマカメラ１０と、被検体走査装置２０と、散
乱線補正装置３０と、吸収体作成装置４０と、画像再構
成装置５０と、表示装置６０と、を備えた。本発明のシ
ンチレーションカメラは、必要に応じて図示しない磁気
ディスク等の記憶部を有し、その記憶部はガンマカメラ
１０によって収集されたデータ及び画像再構成装置５０
によって再構成された画像を記録する。
【００１９】ガンマカメラ１０は、図示しない被検体に
投与されたＲＩから放出されるγ線のエネルギーとγ線
の入射位置等を検出する。被検体走査装置２０は、図示
しないガンマカメラの検出器と被検体とが、相対的な回
転運動を行うように被検体を走査する。この場合におい
て、被検体走査装置２０による被検体の回転走査は、ガ
ンマカメラの検出器が被検体の周囲を回転することによ
って行っても良いし、被検体が回転することによって被
検体が回転走査されるようにしても良い。
投与されたＲＩから放出されるγ線のエネルギーとγ線
の入射位置等を検出する。被検体走査装置２０は、図示
しないガンマカメラの検出器と被検体とが、相対的な回
転運動を行うように被検体を走査する。この場合におい
て、被検体走査装置２０による被検体の回転走査は、ガ
ンマカメラの検出器が被検体の周囲を回転することによ
って行っても良いし、被検体が回転することによって被
検体が回転走査されるようにしても良い。
【００２０】散乱線補正装置３０は、このガンマカメラ
１０で収集された被検体内のＲＩの分布を示す二次元画
像（投影像）データに対する散乱線を補正する。吸収体
作成装置４０は、ベッド等の被検体以外の物質の位置及
び形状データに基づいて吸収体の分布を作成する。吸収
体作成装置４０は、図示しないベッド等の吸収体の形
状、厚さ及び吸収係数等を記憶する記憶部４２を含む。
この場合において、記憶部４２は、吸収体の吸収係数を
被検体の吸収係数とし、吸収体の厚さを被検体の吸収係
数で換算した厚さで保持しても良い。この場合は、吸収
体を被検体とを１つの物質として散乱線補正及び吸収補
正が可能となるので、補正を簡単に行うことができる。
１０で収集された被検体内のＲＩの分布を示す二次元画
像（投影像）データに対する散乱線を補正する。吸収体
作成装置４０は、ベッド等の被検体以外の物質の位置及
び形状データに基づいて吸収体の分布を作成する。吸収
体作成装置４０は、図示しないベッド等の吸収体の形
状、厚さ及び吸収係数等を記憶する記憶部４２を含む。
この場合において、記憶部４２は、吸収体の吸収係数を
被検体の吸収係数とし、吸収体の厚さを被検体の吸収係
数で換算した厚さで保持しても良い。この場合は、吸収
体を被検体とを１つの物質として散乱線補正及び吸収補
正が可能となるので、補正を簡単に行うことができる。
【００２１】画像再構成装置５０は、前記散乱線補正装
置３０の出力と前記吸収体作成装置４０の吸収体分布と
に基づいて、散乱線補正された画像に吸収補正を更に行
い、画像を再構成する。
置３０の出力と前記吸収体作成装置４０の吸収体分布と
に基づいて、散乱線補正された画像に吸収補正を更に行
い、画像を再構成する。
【００２２】表示装置６０は、画像再構成装置５０によ
って再構成された画像を表示する。本発明の原理につい
て、図２から図５を参照して説明する。被検体内のある
位置から放射されたγ線は検出器であるガンマカメラ１
０に検出されるまでに被検体等を通過する。このため、
検出されたγ線は通過したそれぞれの物質によって散乱
及び吸収を受けている。
って再構成された画像を表示する。本発明の原理につい
て、図２から図５を参照して説明する。被検体内のある
位置から放射されたγ線は検出器であるガンマカメラ１
０に検出されるまでに被検体等を通過する。このため、
検出されたγ線は通過したそれぞれの物質によって散乱
及び吸収を受けている。
【００２３】簡単なモデルを用いてγ線の吸収を説明す
る。図２に示すように、被検体８０を構成する均質なｎ
個の物質に放射線源７０から強度Ｉ0 のγ線を入射さ
せ、透過してきたγ線の強度Ｉを図示しない検出器で測
定すると、
る。図２に示すように、被検体８０を構成する均質なｎ
個の物質に放射線源７０から強度Ｉ0 のγ線を入射さ
せ、透過してきたγ線の強度Ｉを図示しない検出器で測
定すると、
【００２４】
【数１】 の関係が成り立つ。（１）式において、μi （ｉ＝１、
２、３、・・・、ｎ）はｉ番目の物質の減衰係数（c
m-1）、ｔi （ｉ＝１、２、３、・・・、ｎ）はｉ番目
の物質の厚さ（cm）を示す。（１）式において、予め、
各物質の減衰係数μi と、その厚さｔi が分かっていれ
ば、（２）式により、ＩからＩ0 を求めることができ
る。
２、３、・・・、ｎ）はｉ番目の物質の減衰係数（c
m-1）、ｔi （ｉ＝１、２、３、・・・、ｎ）はｉ番目
の物質の厚さ（cm）を示す。（１）式において、予め、
各物質の減衰係数μi と、その厚さｔi が分かっていれ
ば、（２）式により、ＩからＩ0 を求めることができ
る。
【００２５】
【数２】
【００２６】しかしながら、シンチレーションカメラで
は、図２に示したモデルをこのまま応用することはでき
ない。例えば、図３（ａ）に示すように、Ｘ線診断装置
はある一定の位置の配置されたＸ線源７２からＸ線を被
検体８０に照射し、その透過Ｘ線を図示しない検出器で
検出して被検体８０のＸ線減衰の分布を求める。これに
対し、図３（ｂ）に示すように、ガンマカメラ１０は被
検体８０内の様々な位置のＲＩ７４から放射されたγ線
を検出して、ＲＩ７４の位置と量を求める。このため、
被検体８０内の各位置から放射されたγ線の減衰は、そ
れぞれの被検体内８０のＲＩ７４の位置により変わって
くる。これを式で表すと、
は、図２に示したモデルをこのまま応用することはでき
ない。例えば、図３（ａ）に示すように、Ｘ線診断装置
はある一定の位置の配置されたＸ線源７２からＸ線を被
検体８０に照射し、その透過Ｘ線を図示しない検出器で
検出して被検体８０のＸ線減衰の分布を求める。これに
対し、図３（ｂ）に示すように、ガンマカメラ１０は被
検体８０内の様々な位置のＲＩ７４から放射されたγ線
を検出して、ＲＩ７４の位置と量を求める。このため、
被検体８０内の各位置から放射されたγ線の減衰は、そ
れぞれの被検体内８０のＲＩ７４の位置により変わって
くる。これを式で表すと、
【００２７】
【数３】 となる。
【００２８】（３）式において、ｇはガンマカメラ１０
により検出されるγ線、ｆは被検体内より放射されるγ
線（ＲＩ分布）を示す。μは、被検体によるγ線の減衰
係数（cm-1）、Ｌは被検体の中心線（Ｘ軸）から被検体
を外部と隔てる輪郭線までの距離（cm）である。
により検出されるγ線、ｆは被検体内より放射されるγ
線（ＲＩ分布）を示す。μは、被検体によるγ線の減衰
係数（cm-1）、Ｌは被検体の中心線（Ｘ軸）から被検体
を外部と隔てる輪郭線までの距離（cm）である。
【００２９】ところで、収集したデータには、散乱線成
分が含まれているので、（３）式を適用するには、散乱
成分を取り除くことが必要である。散乱成分は３ウィン
ドウ法を用いて除去する。
分が含まれているので、（３）式を適用するには、散乱
成分を取り除くことが必要である。散乱成分は３ウィン
ドウ法を用いて除去する。
【００３０】３ウィンドウ法は、被検体のγ線分布を示
す二次元画像を収集する際に、エネルギーウィンドウを
１つの光電ピークに関して複数設定し、その設定した各
エネルギーウィンドウ内の画像データを収集することに
より、二次元画像からγ線散乱成分を除去する方法であ
る。３ウィンドウ法の概略について図４を参照して説明
する。
す二次元画像を収集する際に、エネルギーウィンドウを
１つの光電ピークに関して複数設定し、その設定した各
エネルギーウィンドウ内の画像データを収集することに
より、二次元画像からγ線散乱成分を除去する方法であ
る。３ウィンドウ法の概略について図４を参照して説明
する。
【００３１】図４において、縦軸が計数値Ｇ、横軸がエ
ネルギー（ｋｅＶ）であり、そのエネルギースペクトル
は、γ線の入射位置（ｘ，ｙ）で異なる。この時、上限
値ＷＵ、下限値ＷＬとにウィンドウを設定した場合、γ
線の全エネルギースペクトルをＧ（ｘ，ｙ）とし、ウィ
ンドウ内の全データによる面積をＰ（ｘ，ｙ）、γ線散
乱成分を除去した光電ピークのみの面積をＮＰＡ（ｘ，
ｙ）、γ線散乱成分の面積をＢ（ｘ，ｙ）とすると、モ
ンテカルロ推定法により次の２式が成り立つ。
ネルギー（ｋｅＶ）であり、そのエネルギースペクトル
は、γ線の入射位置（ｘ，ｙ）で異なる。この時、上限
値ＷＵ、下限値ＷＬとにウィンドウを設定した場合、γ
線の全エネルギースペクトルをＧ（ｘ，ｙ）とし、ウィ
ンドウ内の全データによる面積をＰ（ｘ，ｙ）、γ線散
乱成分を除去した光電ピークのみの面積をＮＰＡ（ｘ，
ｙ）、γ線散乱成分の面積をＢ（ｘ，ｙ）とすると、モ
ンテカルロ推定法により次の２式が成り立つ。
【００３２】
【数４】 図４よりγ線散乱成分Ｂ（ｘ，ｙ）は、台形で近似でき
るので、Ｂ（ｘ，ｙ）は次の式で求められる。
るので、Ｂ（ｘ，ｙ）は次の式で求められる。
【００３３】
【数５】
【００３４】上記の各式より、所望の光電ピークのみの
面積ＮＰＡが求められ、実際上のγ散乱成分を除去する
ことができる。上記のようにして、散乱成分の補正を行
った後に、被検体等に対する減衰の補正を行う。
面積ＮＰＡが求められ、実際上のγ散乱成分を除去する
ことができる。上記のようにして、散乱成分の補正を行
った後に、被検体等に対する減衰の補正を行う。
【００３５】被検体等による減衰の補正は以下に示すよ
うに行う。ＳＰＥＣＴ装置で収集したデータを上記の３
ウィンドウ法により散乱成分を取り除き、被検体の断面
を求めた後に、（３）式において投影方向の情報が含ま
れる式、
うに行う。ＳＰＥＣＴ装置で収集したデータを上記の３
ウィンドウ法により散乱成分を取り除き、被検体の断面
を求めた後に、（３）式において投影方向の情報が含ま
れる式、
【００３６】
【数６】 を解くことにより被検体断面のＲＩの分布状態ｆが求め
られる。
られる。
【００３７】γ線源を含む被検体の外側に他の吸収体が
ある場合を考える。外側の吸収体の減衰係数μμA と、
通過する厚さｔA が分かっているものとし、被検体自体
の減衰係数μ、Ｌは図５に示すように被検体８０の形状
による。簡単のため、μA ＝μとすれば、（３）式は、
ある場合を考える。外側の吸収体の減衰係数μμA と、
通過する厚さｔA が分かっているものとし、被検体自体
の減衰係数μ、Ｌは図５に示すように被検体８０の形状
による。簡単のため、μA ＝μとすれば、（３）式は、
【００３８】
【数７】 となる。（５）式を変形すると、
【００３９】
【数８】 が得られる。（６）式において、後ろの項 exp｛−μ
（Ｌ＋ｔA ）｝はγ線放射位置に関係しないので、 exp
｛μ（Ｌ＋ｔA ）｝を両辺にかけることにより、（６）
式を
（Ｌ＋ｔA ）｝はγ線放射位置に関係しないので、 exp
｛μ（Ｌ＋ｔA ）｝を両辺にかけることにより、（６）
式を
【００４０】
【数９】 と変形できる。（７）式において、変数Ｘに関して１次
元のフーリエ変換を行うと、
元のフーリエ変換を行うと、
【００４１】
【数１０】 式（９）において、複素数で表された周波数空間を、実
数の周波数空間に置き換えることによって、
数の周波数空間に置き換えることによって、
【００４２】
【数１１】 が得られる。式（１０）の逆フーリエ変換を行うと、
【００４３】
【数１２】 でｆが求められるので、このｆによって被検体内の正確
なＲＩ分布状態が求められる。従来のフィルタード・バ
ックプロジェクション法などでは、被検体等の吸収を考
慮していないので、このｆを正確に求めることができ
ず、減衰を考慮しない再構成が行われている。従って、
従来の装置では、本発明のような正確な被検体内のＲＩ
分布が得られない。
なＲＩ分布状態が求められる。従来のフィルタード・バ
ックプロジェクション法などでは、被検体等の吸収を考
慮していないので、このｆを正確に求めることができ
ず、減衰を考慮しない再構成が行われている。従って、
従来の装置では、本発明のような正確な被検体内のＲＩ
分布が得られない。
【００４４】一方、放射性同位元素を含んでいなけれ
ば、被検体等の減衰係数が被検体の減衰係数と違う場合
（μA ≠μ）でも、ｔA は（４）式のＹとは無関係であ
るため、
ば、被検体等の減衰係数が被検体の減衰係数と違う場合
（μA ≠μ）でも、ｔA は（４）式のＹとは無関係であ
るため、
【００４５】
【数１３】 となるｔA ′を求めることで、ｔA の代わりにこのｔ
A ′を（４）式で用い、上記に則ってｆを求めることが
できる。（６）式から吸収体以外の吸収成分だけに着目
して exp（−μｔA ）を両辺にかけると、
A ′を（４）式で用い、上記に則ってｆを求めることが
できる。（６）式から吸収体以外の吸収成分だけに着目
して exp（−μｔA ）を両辺にかけると、
【００４６】
【数１４】 が導かれ、これから通常のフィルタードバックプロジェ
クション法などにより被検体以外の吸収について補正さ
れた断層像を得ることができる。
クション法などにより被検体以外の吸収について補正さ
れた断層像を得ることができる。
【００４７】上記の原理について、本発明装置の各部に
ついて、その機能をまとめて図１を参照して説明する。
ガンマカメラ１０で検出された二次元画像データをｇ
（ｘ，θ）とする。このｇ（ｘ，θ）は、散乱線補正装
置３０で、上記の３ウィンドウ法により散乱線が補正さ
れ、ｇｓ（ｘ，θ）になる。
ついて、その機能をまとめて図１を参照して説明する。
ガンマカメラ１０で検出された二次元画像データをｇ
（ｘ，θ）とする。このｇ（ｘ，θ）は、散乱線補正装
置３０で、上記の３ウィンドウ法により散乱線が補正さ
れ、ｇｓ（ｘ，θ）になる。
【００４８】このｇｓ（ｘ，θ）が画像再構成装置５０
に入力する。一方、吸収体作成装置４０は、被検体等の
位置及び形状等のデータから、吸収体を作成する。被検
体自身の吸収の長さをＬ1 （ｘ，θ）、被検体以外の吸
収の長さをＬ2 （ｘ，θ）とする。この場合、被検体と
被検体以外の吸収体を合わせた見かけ上の吸収の長さＬ
（ｘ，θ）を吸収体作成装置４０で求める。この時、Ｌ
（ｘ，θ）は、次の式で表される。
に入力する。一方、吸収体作成装置４０は、被検体等の
位置及び形状等のデータから、吸収体を作成する。被検
体自身の吸収の長さをＬ1 （ｘ，θ）、被検体以外の吸
収の長さをＬ2 （ｘ，θ）とする。この場合、被検体と
被検体以外の吸収体を合わせた見かけ上の吸収の長さＬ
（ｘ，θ）を吸収体作成装置４０で求める。この時、Ｌ
（ｘ，θ）は、次の式で表される。
【００４９】
【数１５】 となる。ここで、μB は被検体以外の吸収体の減衰係
数、μは被検体の減衰係数である。
数、μは被検体の減衰係数である。
【００５０】上記のようにして、被検体と被検体以外の
吸収体を合わせた見かけ上の長さＬ（ｘ，θ）が吸収体
作成装置４０によって得られ、散乱線が補正されたデー
タｇｓ（ｘ，θ）を用いて、画像再構成装置５０により
画像が再構成されてｆ（ｘ，ｙ）が求められる。
吸収体を合わせた見かけ上の長さＬ（ｘ，θ）が吸収体
作成装置４０によって得られ、散乱線が補正されたデー
タｇｓ（ｘ，θ）を用いて、画像再構成装置５０により
画像が再構成されてｆ（ｘ，ｙ）が求められる。
【００５１】このようにして求められた画像が表示装置
６０で表示される。図６及び図７を参照して、被検体の
外部の吸収体による吸収の影響を補正する方法について
説明する。
６０で表示される。図６及び図７を参照して、被検体の
外部の吸収体による吸収の影響を補正する方法について
説明する。
【００５２】肝臓、心臓など胴体の一部の断層診断を行
う場合には、被検体はベッド（天板）の上に乗り、その
周りをガンマカメラ１０が回転することにより、投影像
データが収集される。この際、図６に示すように、被検
体８０内から放射されたγ線は、それぞれの角度でベッ
ド９０を通過し、減衰してガンマカメラ１０（検出器）
に到達する。ここで、所望の断層位置を各角度方向の投
影像からスライスすると、このスライスは投影したそれ
ぞれの方向でベッド９０の吸収を受ける。投影方向とベ
ッド９０の位置及び形状並びにベッド９０の減衰係数
は、予め求められているものとして、この吸収を補正す
ることができる。
う場合には、被検体はベッド（天板）の上に乗り、その
周りをガンマカメラ１０が回転することにより、投影像
データが収集される。この際、図６に示すように、被検
体８０内から放射されたγ線は、それぞれの角度でベッ
ド９０を通過し、減衰してガンマカメラ１０（検出器）
に到達する。ここで、所望の断層位置を各角度方向の投
影像からスライスすると、このスライスは投影したそれ
ぞれの方向でベッド９０の吸収を受ける。投影方向とベ
ッド９０の位置及び形状並びにベッド９０の減衰係数
は、予め求められているものとして、この吸収を補正す
ることができる。
【００５３】図７を参照して、投影角度ｄ（ラジアン）
の投影像の補正方法について説明する。図７に示すよう
に検出器１２のスタート位置での座標系をｘ−ｙ、ｄラ
ジアンだけ回転したときの座標系をｘ′−ｙ′とする。
ベッド９０の内側及び外側の表面のラインがそれぞれＯ
in（ｘ）、Ｏout （ｘ）で表わされているもの仮定とす
る。座標を−ｄだけ回転させたＯin′、Ｏout ′を求め
る。そうすると検出器１２の位置においてγ線がベッド
９０を到達する位置と通過する位置、
の投影像の補正方法について説明する。図７に示すよう
に検出器１２のスタート位置での座標系をｘ−ｙ、ｄラ
ジアンだけ回転したときの座標系をｘ′−ｙ′とする。
ベッド９０の内側及び外側の表面のラインがそれぞれＯ
in（ｘ）、Ｏout （ｘ）で表わされているもの仮定とす
る。座標を−ｄだけ回転させたＯin′、Ｏout ′を求め
る。そうすると検出器１２の位置においてγ線がベッド
９０を到達する位置と通過する位置、
【００５４】
【数１６】 がそれぞれ求められるので、通過した距離、
【００５５】
【数１７】 を得る。このｔ（ｘ′）と、予め求めておいたベッド９
０の減衰係数μとを用いて投影像に、
０の減衰係数μとを用いて投影像に、
【００５６】
【数１８】 を乗算ことにより減衰を補正する。この補正された投影
像に基づいて公知の各種再構成法を使って断層像を再構
成する。
像に基づいて公知の各種再構成法を使って断層像を再構
成する。
【００５７】上記のように、本発明によれば、２次元画
像の散乱線の除去及び被検体の外部の吸収体による吸収
の補正ができるので、正確な断層像を簡易に得ることが
できる。
像の散乱線の除去及び被検体の外部の吸収体による吸収
の補正ができるので、正確な断層像を簡易に得ることが
できる。
【００５８】本発明は、吸収補正すべき物質が被検体の
外部でなく内部にある場合であっても適用可能である。
図８を参照してその実施例を説明する。頭部断層診断に
おいて、被検体の脳内部８２にＲＩが分布するような場
合、脳内部８２から放射されたγ線は、脳の周囲に位置
する頭蓋骨８４を通過して検出器１２に検出される。頭
蓋骨８４はγ放射体（脳内部）８２の外側に位置するの
で、本発明を適用して頭蓋骨による減衰の補正を施すこ
とができる。
外部でなく内部にある場合であっても適用可能である。
図８を参照してその実施例を説明する。頭部断層診断に
おいて、被検体の脳内部８２にＲＩが分布するような場
合、脳内部８２から放射されたγ線は、脳の周囲に位置
する頭蓋骨８４を通過して検出器１２に検出される。頭
蓋骨８４はγ放射体（脳内部）８２の外側に位置するの
で、本発明を適用して頭蓋骨による減衰の補正を施すこ
とができる。
【００５９】具体的には、ＣＴ等で頭蓋骨８４の形が抽
出され、頭蓋骨８４の減衰係数が求められる。そして、
吸収補正すべき物質が被検体の外部にある場合と同様に
して、本発明を適用し、各角度方向によるγ線の通過距
離を算出し、投影像に補正を加え、各種再構成法により
断層像を再構成する。
出され、頭蓋骨８４の減衰係数が求められる。そして、
吸収補正すべき物質が被検体の外部にある場合と同様に
して、本発明を適用し、各角度方向によるγ線の通過距
離を算出し、投影像に補正を加え、各種再構成法により
断層像を再構成する。
【００６０】上記より、本実施例の場合には、被検体の
外部の物質による吸収のみならず、被検体中の所定の放
射性同位元素を含まない物質による望ましくない吸収
（本実施例においては、頭蓋骨による吸収）を補正する
ことができる。従って、本発明は、被検体の外部の吸収
体のみならず、より広い範囲に適用することが可能であ
り、散乱線が除去され、被検体等の吸収体の影響が正確
に補正された画像が得られる。本発明は、上記実施例に
限定されるものではなく、本発明の要旨を変更しない範
囲で種々変形して実施できるのは勿論である。
外部の物質による吸収のみならず、被検体中の所定の放
射性同位元素を含まない物質による望ましくない吸収
（本実施例においては、頭蓋骨による吸収）を補正する
ことができる。従って、本発明は、被検体の外部の吸収
体のみならず、より広い範囲に適用することが可能であ
り、散乱線が除去され、被検体等の吸収体の影響が正確
に補正された画像が得られる。本発明は、上記実施例に
限定されるものではなく、本発明の要旨を変更しない範
囲で種々変形して実施できるのは勿論である。
【００６１】
【発明の効果】本発明によれば次のような効果が得られ
る。本発明によれば、被検体内の所定の放射性同位元素
を含む物質以外の例えば頭蓋骨等の物質、或いは被検体
以外の例えばベッド等の吸収体（以下、「被検体等」と
称する）による吸収を補正する手段を備えたので、断層
像の画像の歪みを解消できる。加えて、本発明によれ
ば、被検体による部分的な吸収が除かれるので、画像の
分解能が向上する。更に、本発明は吸収を補正する手段
に加え散乱成分を補正する手段も備えたので、画質が向
上する。従って、診断精度が向上すると共に、吸収の影
響等を医師等が判断する必要がなくなるので、オペレー
タの負担が軽減され、人的誤差がなくなる。
る。本発明によれば、被検体内の所定の放射性同位元素
を含む物質以外の例えば頭蓋骨等の物質、或いは被検体
以外の例えばベッド等の吸収体（以下、「被検体等」と
称する）による吸収を補正する手段を備えたので、断層
像の画像の歪みを解消できる。加えて、本発明によれ
ば、被検体による部分的な吸収が除かれるので、画像の
分解能が向上する。更に、本発明は吸収を補正する手段
に加え散乱成分を補正する手段も備えたので、画質が向
上する。従って、診断精度が向上すると共に、吸収の影
響等を医師等が判断する必要がなくなるので、オペレー
タの負担が軽減され、人的誤差がなくなる。
【図１】 本発明の一実施例に係るシンチレーションカ
メラの主要部のブロック図。
メラの主要部のブロック図。
【図２】 γ線の吸収を説明するためのモデル図。
【図３】 Ｘ線診断装置とシンチレーションカメラの原
理の違いを説明するための図。
理の違いを説明するための図。
【図４】 ３ウィンドウ法の原理を説明するための図。
【図５】 被検体による吸収補正を行う様子を示す図。
【図６】 被検体の外部の吸収体の吸収の影響を補正す
る方法について説明するための図。
る方法について説明するための図。
【図７】 被検体の外部の吸収体の吸収の影響を補正す
る方法について説明するための図。
る方法について説明するための図。
【図８】 吸収補正すべき物質が被検体の内部にある場
合に、その吸収の影響を補正する方法について説明する
ための図。
合に、その吸収の影響を補正する方法について説明する
ための図。
１０…ガンマカメラ、１２…検出器、２０…被検体走査
装置、３０…散乱線補正装置、４０…吸収体作成装置、
４２…記憶部、５０…画像再構成装置、６０…表示装
置、７０…放射線源、７２…Ｘ線源、８０…被検体、８
２…脳内部、８４…頭蓋骨、９０…ベッド。
装置、３０…散乱線補正装置、４０…吸収体作成装置、
４２…記憶部、５０…画像再構成装置、６０…表示装
置、７０…放射線源、７２…Ｘ線源、８０…被検体、８
２…脳内部、８４…頭蓋骨、９０…ベッド。
フロントページの続き (56)参考文献 特開 平２−257084（ＪＰ，Ａ) 特開 平３−246481（ＪＰ，Ａ) 特開 平１−320491（ＪＰ，Ａ) 特開 昭63−85481（ＪＰ，Ａ) 特開 昭62−167491（ＪＰ，Ａ) 特開 平３−59488（ＪＰ，Ａ) 特開 昭58−151573（ＪＰ，Ａ) 特開 平７−128450（ＪＰ，Ａ) 特開 昭62−3677（ＪＰ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) G01T 1/164 G01T 1/161
Claims (7)
- 【請求項１】 被検体に投与された放射性同位元素から
発生するガンマ線を検出して、検出データを出力する検
出手段と、 前記検出手段から出力された検出データの散乱線成分を
除去する除去手段と、前記被検体内の構成物質の放射線吸収データを記憶する
記憶手段と、 前記除去手段で散乱線成分が除去された検出データを前
記記憶手段から供給される放射線吸収データに基づいて
補正する補正手段と、 前記補正手段によって補正された検出データを出力する
出力手段と、 を具備することを特徴とする核医学機器システム。 - 【請求項２】 前記構成物質は、前記被検体の頭蓋骨で
あることを特徴とする請求項１記載の核医学機器システ
ム。 - 【請求項３】 被検体に投与された放射性同位元素から
発生するガンマ線を検出して、検出データを出力する検
出手段と、 前記検出手段から出力された検出データの散乱線成分を
除去する除去手段と、 前記被検体と前記検出手段との間に位置する天板の放射
線吸収データを記憶する記憶手段と、 前記除去手段で散乱線成分が除去された検出データを前
記記憶手段から供給される放射線吸収データに基づいて
補正する補正手段と、 前記補正手段によって補正された検出データを出力する
出力手段と、 を具備することを特徴とする核医学機器システム。 - 【請求項４】 前記記憶手段が、前記天板の放射線吸収
データを、前記被検体の放射線吸収データで換算した等
価吸収量で記憶することを特徴とする請求項３記載の核
医学機器システム。 - 【請求項５】 前記被検体と前記検出手段との間で相対
的な回転運動を行うことにより、前記検出手段が前記被
検体を走査する走査手段を更に具備することを特徴とす
る請求項３又は請求項４記載の核医学機器システム。 - 【請求項６】 前記記憶手段が、前記走査手段による所
定の回転角度毎の放射線吸収データを記憶することを特
徴とする請求項５記載の核医学機器システム。 - 【請求項７】 前記除去手段が、前記検出されたガンマ
線のエネルギーウィンドウを一つの光電ピークに関して
少なくとも１つ設定する手段と、 前記エネルギーウィンドウにおける散乱成分補正係数を
求める手段と、 前記散乱成分補正係数を用いて前記検出データからガン
マ線の散乱線成分を除去する手段と、 を有することを特徴とする請求項３乃至６いずれか１項
記載の核医学機器システム。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP158194A JP3313495B2 (ja) | 1993-01-12 | 1994-01-12 | 核医学機器システム |
Applications Claiming Priority (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP348093 | 1993-01-12 | ||
| JP5-3480 | 1993-01-12 | ||
| JP158194A JP3313495B2 (ja) | 1993-01-12 | 1994-01-12 | 核医学機器システム |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH06308243A JPH06308243A (ja) | 1994-11-04 |
| JP3313495B2 true JP3313495B2 (ja) | 2002-08-12 |
Family
ID=26334829
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP158194A Expired - Fee Related JP3313495B2 (ja) | 1993-01-12 | 1994-01-12 | 核医学機器システム |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3313495B2 (ja) |
Families Citing this family (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP4604970B2 (ja) * | 2005-11-10 | 2011-01-05 | 株式会社島津製作所 | 核医学診断装置 |
| JP5396684B2 (ja) * | 2006-06-14 | 2014-01-22 | 株式会社島津製作所 | 核医学診断装置およびエミッションデータの吸収補正方法 |
| DE102007044874B4 (de) * | 2007-09-20 | 2014-08-21 | Siemens Aktiengesellschaft | Verfahren zur Ermittlung von Schwächungswerten für PET-Daten eines Patienten |
| JP4997575B2 (ja) * | 2008-06-25 | 2012-08-08 | 学校法人藤田学園 | 減弱係数マップ作成装置、減弱係数マップ作成方法およびプログラム |
| BRPI1005999A2 (pt) | 2009-02-25 | 2016-02-16 | Koninkl Philips Electronics Nv | sistema que gera um modelo do mapa de correção da atenuação (ac), método para a geração de um modelo do mapa de correção da atenuação (ac) de uma bobina de ressonância magnética (mr), mídia de leitura por computador, método para a geração de uma imagem nuclear com atenuação corrigida, sistema de imagens, biblioteca de modelos do mapa de correção da atenuação (ac) armazenados em uma memória e método para o ajuste de um mapa de correção da atenuação (ac) de um paciente para a correção da atenuação nos dados de varredura nuclear |
| JP6951169B2 (ja) * | 2017-09-15 | 2021-10-20 | キヤノンメディカルシステムズ株式会社 | 核医学診断装置 |
-
1994
- 1994-01-12 JP JP158194A patent/JP3313495B2/ja not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH06308243A (ja) | 1994-11-04 |
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