JP3763165B2

JP3763165B2 - Ｓｐｅｃｔの吸収補正方法

Info

Publication number: JP3763165B2
Application number: JP16073696A
Authority: JP
Inventors: 敏夫春日; 良彦熊澤; 廣巳田島
Original assignee: Shimadzu Corp
Current assignee: Shimadzu Corp
Priority date: 1996-05-31
Filing date: 1996-05-31
Publication date: 2006-04-05
Anticipated expiration: 2016-05-31
Also published as: JPH09318750A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
この発明は、核医学診断分野あるいは理工学分野で利用されるＳＰＥＣＴ装置（シングルフォトンエミッションＣＴ装置）に関し、とくに、その吸収補正方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】
ＳＰＥＣＴ装置は、シングルフォトン放出性の放射性核種の放射性同位元素（ＲＩ）を用い、それから放出されるガンマ線を検出して核種の分布像を撮影するものである。たとえば人体にシングルフォトン放出性の放射性核種で標識された薬剤を投与すると、特定の臓器に集積する。そのとき人体の外部に放出されてくるガンマ線を、人体外に配置した検出器で検出する。検出器に入射するガンマ線の方向をコリメータで規制しながらその入射位置を検出し、その位置ごとに放射線事象をカウントすれば、投影データを収集することができる。このような投影データを多方向から得れば、フィルタ補正逆投影法などのアルゴリズムを用いて人体内のＲＩの濃度分布像を再構成することができる。
【０００３】
このＳＰＥＣＴ装置としては、ガンマカメラ回転型や、リング型などが知られている。被検体外部でガンマ線を検出する検出器としてガンマカメラを用い、これを被検体の周囲に回転させるようにしたものが、ガンマカメラ回転型のＳＰＥＣＴ装置である。リング型ＳＰＥＣＴ装置では、多数の検出器をリング型に配列し、そのリングの中央部に被検体を置く。
【０００４】
ところで、これらＳＰＥＣＴ装置では、被検体の内部の核種からの放射線を外部において検出するため、その放射線が被検体の内部で吸収されてしまうことの影響を受けることが避けられない。そこで、再構成画像では被検体の中央部の濃度が異常に低いものとなったり、定量的な測定ができず精度が低いなどの問題が生じるので、その吸収の影響を補正する必要が生じる。
【０００５】
この吸収補正方法としては、均一吸収補正法と不均一吸収補正法の２種類に分類される。均一吸収補正法は、均一な吸収体（つまり被検体内の吸収係数が均一）を仮定して補正する方法であり、Ｓｏｒｅｎｓｏｎ法( Sorenson J.A. : Methods for quantitative measurement of radioactivity in whole body counting. Instrumentation in Nuclear Medicine, eds. Hine G.J. and Sorenson J.A., Vol.2, pp.311-348, Academic Press, New York, 1974 )、Ｃｈａｎｇ法( Chang L.T. : A method for attenuation correction in radionuclide computed tomography. IEEE Trans. Nucl. Sci. NS-25 : 635-643, 1978 )、ＷＢＰ( weighted back projection )法、ＲＰＣ( radial post-correction method )法( Tanaka E., Toyama H. and Murayama H. : Convolutional image reconstruction for quantitative single photon emission computed tomography. Phys. Med. Biol. 29 : 1489-1500, 1984 )などが知られている。これらによれば、頭部ＳＰＥＣＴの場合には比較的良好な結果が得られるためそのような場合に使用されている。
【０００６】
一方、不均一吸収補正法は、トランスミッションＣＴによって実際の被検体ごとに求めた吸収係数分布データを用いて厳密に吸収補正する方法である。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、従来の吸収補正方法はいずれも問題を持っている。均一補正法は、頭部ＳＰＥＣＴなどでは比較的良好な結果が得られるが、心筋ＳＰＥＣＴのように周囲に肺、筋肉、骨などが存在して不均一な吸収体となっている場合、補正精度が悪く、再構成画像上にアーティファクト（偽像）を生じるため、不適である。
【０００８】
また、不均一吸収補正法は補正精度は高いが、トランスミッションＣＴデータ収集を別個に行なうため、特別なハードウェアが必要であり、さらに収集時間が長くかかったり、トランスミッションＣＴ用の外部線源による放射線照射により患者の被曝も増え、また処理時間が長くかかるなどの欠点がある。
【０００９】
この発明は、上記に鑑み、周囲に肺、筋肉、骨などが存在して不均一な吸収体となっている場合でも比較的高い精度で吸収補正を行なうことができ、かつ再構成画像上のアーティファクトも小さく抑えることができる、新規なＳＰＥＣＴの吸収補正方法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】
上記の目的を達成するため、この発明によるＳＰＥＣＴの吸収補正方法においては、被検体内に分布している核種から放出される複数のエネルギーピークの放射線を被検体外部において検出して各方向からの投影データを各エネルギーピークごとに収集し、この収集したエネルギーピークごとの投影データを用いて画像再構成演算を行なってエネルギーピークごとに再構成画像を得、各画素値の再構成画像間の比に、被検体の高エネルギー側ガンマ線に関する吸収係数をｍＨ、低エネルギー側特性Ｘ線に関する吸収係数をｍＬとしたときに
ａ＝ｍＬ／（ｍＬ−ｍＨ）
で求められる定数の因子ａを、べき乗演算することによって各画素ごとの吸収補正係数を求め、該吸収補正係数を、一方の画像の対応する画素値に乗算して該画素値の吸収補正を行なうことが特徴となっている。
【００１１】
吸収体を通過した放射線の各エネルギーごとのカウントを測定し、その測定カウントデータのエネルギー間の比を求め、この比に対する定数の因子のべき乗を求めれば、これは、一方のエネルギーに関するカウントデータの補正係数となる。ＥＣＴ再構成画像の画素値と投影データの各カウントとの間には対応関係があるので、エネルギーごとに求めた再構成画像の画素値のエネルギー間の比に対する定数の因子のべき乗を補正係数として用いて一方の画像の画素値の補正を行なえば、この画像についての吸収補正が近似的に行なえたことになる。そして、上記の定数の因子というのは、各エネルギーについての吸収係数の差に対する一方のエネルギーについての吸収係数の比として考えられる。つまり、この定数の因子ａは、被検体の高エネルギー側ガンマ線に関する吸収係数をｍＨ、低エネルギー側特性Ｘ線に関する吸収係数をｍＬとしたときに
ａ＝ｍＬ／（ｍＬ−ｍＨ）
で求められる。そのため、この因子ａは、水、筋肉、肺などであまり異ならない値となる。そこで、同じ値の定数の因子を用いて吸収補正係数を求め、これにより吸収補正しても、水、筋肉、肺などの吸収係数の異なる吸収体が周囲にある場合でも良好に吸収補正することが可能となる。
【００１２】
【発明の実施の形態】
つぎに、この発明の実施の形態について図面を参照しながら詳細に説明する。図１はこの発明をガンマカメラ回転型ＳＰＥＣＴ装置に適用した実施形態を示すものである。この図において、被検体１０の周囲にガンマカメラ２０が矢印のように回転させられるようになっている（回転機構は図示しない）。このガンマカメラ２０は、被検体１０内のＲＩの濃度分布を検出面（シンチレータ２１の面）に投影した、２次元の投影像を撮影するものである。ガンマカメラ２０の回転角度は回転角度検出器２７によって検出される。
【００１３】
ガンマカメラ２０は、平板状のシンチレータ２１と、その背面にライトガイド２２を介して光学的に結合された多数のフォトマルチプライア（ＰＭＴ）２３とを備える。シンチレータ２１の前面には放射線の入射方向を規制するためのコリメータ２５が取り付けられる。たとえば、コリメータ２５によってシンチレータ２１に直角な方向の放射線のみが入射するようにさせられているとする。
【００１４】
入射した放射線は、シンチレータ２１において発光し、その光がライトガイド２２を経てＰＭＴ２３に入射する。ＰＭＴ２３の出力は位置およびエネルギー演算回路２４に送られる。各ＰＭＴ２３の出力はそれらへの入射光量に対応しているため、発光位置に近いＰＭＴ２３ほど大きな出力となる。そこで、位置およびエネルギー演算回路２４は、この関係を利用してＰＭＴ２３の出力をその位置に応じて重み付けして加算するなどにより、シンチレータ２１の平面方向における発光位置を表わす位置信号Ｘ，Ｙを得る。また、全ＰＭＴ２３の出力を加算すれば入射放射線のエネルギーに対応した波高値を持つパルスが得られるので、位置およびエネルギー演算回路２４は、全ＰＭＴ２３の出力を加算して得たエネルギー信号Ｚを出力する。
【００１５】
ここで、被検体１０にはたとえば²⁰¹Ｔｌを核種として含む放射性薬剤が投与されているものとし、心筋ＳＰＥＣＴや腫瘍ＳＰＥＣＴを行なうものとする。この核種の場合、７０ｋｅＶ（および８０ｋｅＶ）をピークとする特性Ｘ線と、１６７ｋｅＶをピークとするガンマ線とが放出され、そのエネルギースペクトルは図２のようになる。そこで、たとえばエネルギー分析器２６におけるエネルギーウインドウを、これらに合わせて中心７０ｋｅＶ、幅２０％と、中心１６７ｋｅＶ、幅２０％の２つに設定する。そして、エネルギー信号Ｚのパルス波高値がこれらのウインドウのそれぞれに入ると、エネルギー分析器２６は、低い方のウインドウに入ったときはデータ収集メモリ２８に、高い方のウインドウに入ったときはデータ収集メモリ２９に、それぞれ信号を送る。
【００１６】
データ収集メモリ２８、２９では、エネルギー分析器２６からの信号ごとに、位置およびエネルギー演算回路２４からの位置信号Ｘ，Ｙおよび回転角度検出器２７からの回転角度信号で指定されるアドレスに「＋１」を格納する（該アドレスでカウントする）。こうして、２つのデータ収集メモリ２８、２９には、ガンマカメラ２０の各回転角度ごとの２次元投影データが、エネルギーウインドウごとに収集されることになる。
【００１７】
画像再構成装置３０は、これらエネルギーウインドウごとの２次元投影データのうち再構成しようとするスライス面に対応するもののみを取り出して、フィルタ補正逆投影法などのアルゴリズムを用いて画像再構成演算を行ない、エネルギーウインドウごとの画像（核種の分布像）を得る。これら２つの画像は補正回路３１に送られて吸収補正がなされる。ここでは、低エネルギー側のガンマ線放出確率は高エネルギー側に比較して１０倍ほどであるから、この低エネルギー側の再構成画像に着目し、この画像の吸収補正を行なうこととする。
【００１８】
補正回路３１は、この２つのデータ収集メモリ２８、２９に収集されたデータを用いてメモリ２８、２９の一方のデータの吸収補正を行なう。ここでは、低エネルギー側のガンマ線放出確率は高エネルギー側に比較して１０倍ほどであるから、この低エネルギー側のデータを画像再構成に用いることとし、これの吸収補正を行なうことにする。
【００１９】
７０ｋｅＶについての再構成画像の各画素値（ＥＣＴ値）をＰ_Lとすると、つぎの式（１）により補正後の画素値（ＥＣＴ値）Ｐ_L0を得る。
Ｐ_L0＝Ｐ_L・Ｒ^a （１）
ここで、Ｒは各画素ごとにつぎの式（２）で求められる。
Ｒ＝（Ｐ_H／ｋ）／Ｐ_L （２）
Ｐ_Hは、高エネルギー側つまり１６７ｋｅＶについての再構成画像の各画素値（ＥＣＴ値）である。ｋは、高エネルギー側（１６７ｋｅＶ）のガンマ線の放出確率と、低エネルギー側（７０ｋｅＶ）の特性Ｘ線の放出確率との比であり、上記の通り０．１ほどである。
【００２０】
Ｒをべき乗する因子ａは、高エネルギー側ガンマ線に関する吸収係数ｍＨと低エネルギー側特性Ｘ線に関する吸収係数ｍＬとから、次式（３）により定数として求められる。
ａ＝ｍＬ／（ｍＬ−ｍＨ）（３）
ｍＬ，ｍＨは人体各組織によって異なり、ａもそれに応じて異なるがあまり変わらない値となっている。これを表に示すと、つぎのようになる。

【００２１】
そこで、ａを１≦ａ≦4.2の適当な定数として入力し、上記（２）式のように放出確率の比ｋで校正した高エネルギー側画素値Ｐ_Hと低エネルギー側画素値Ｐ_Lとの比Ｒにａをべき乗して求めた補正係数Ｒ^a を、上記（１）式のように低エネルギー側画素値Ｐ_Lに乗じて補正後の値を得る。これにより、低エネルギー側の画像の吸収補正がなされたことになる。
【００２２】
つぎに、この吸収補正方法の原理について説明する。図３に示すように、線源４１における低エネルギー側（７０ｋｅＶ）の特性Ｘ線の放出カウントをＮ_L0、高エネルギー側（１６７ｋｅＶ）のガンマ線の放出カウントをＮ_H0とし、これらが長さ（厚さ）ｘの吸収体４２を通って吸収されたとする。吸収後のカウント値として、低エネルギー側につきＮ_L、高エネルギー側につきＮ_Hがそれぞれ測定されたとすると、つぎの関係が成り立つ。
Ｎ_L＝Ｎ_L0・ｅ^-mL・x （４）
Ｎ_H＝Ｎ_H0・ｅ^-mH・x （５）
そのため、Ｎ_Lを補正してＮ_L0を得るには、
Ｎ_L0＝Ｎ_L・ｅ^mL・x （６）
の演算を行なえばよい。
【００２３】
一方、Ｎ_L0とＮ_H0との比がｋであるということは、つぎの式のように表わされる。
Ｎ_H0＝ｋ・Ｎ_L0 （７）
そこで、（４）、（５）式と（７）式とを用いれば、（２）式はつぎのようになる。
Ｒ＝（Ｎ_H／ｋ）／Ｎ_L＝ｅ^(mL-mH)・x （８）
この（８）式の両辺をａ乗したことを考えてみると、
Ｒ^a＝ｅ^{a・(mL-mH)・x} （９）
であり、ａは（３）式の通りであるから、結局
Ｒ^a＝ｅ^mL・x （１０）
となる。つまり、（６）式における吸収補正係数ｅ^mL・xは、Ｒ^aとなる。このように（６）式および（１０）式により測定カウントＮ_Lの吸収補正ができることが導き出される。
【００２４】
ところで、測定カウントと再構成画像の画素値との間には近似的に比例関係がある。つまり、吸収や散乱の影響が無視できるような条件下では、投影データを画像再構成演算して得た画像（ＥＣＴ像）の中の関心領域の画素値（ＥＣＴ値）は各方向の投影データの対応する位置におけるカウントの総和と比例関係を持つ（ただし、その比例定数は、再構成アルゴリズムや空間周波数フィルタ処理の種類によって異なる）。たとえば、線源分布が同じ場合に、収集時間を長くして各方向の投影データのカウントを２倍にすれば、再構成後の画像のＥＣＴ値も２倍になる。そこで、Ｎ_LとＰ_Lとを、およびＮ_HとＰ_Hとを、それぞれ近似的に比例していると見なして、上記の測定カウントＮ_Lの補正方法を適用することが可能となる。すなわち上記（６）式、（８）式および（１０）式を用いて、上記の（１）式および（２）式を導き、再構成後の画像の吸収補正を行なうことができる。
【００２５】
なお、上記では、核種として²⁰¹Ｔｌを用いたが、¹¹¹Ｉｎや⁶⁷Ｇａなどの複数エネルギーピークを有する放射線を放出するものであれば、他の核種を用いることもできる。また、上記ではガンマカメラ回転型ＳＰＥＣＴ装置について説明したが、リング型ＳＰＥＣＴ装置にも同様に適用できることはもちろんである。
【００２６】
【発明の効果】
以上説明したように、この発明のＳＰＥＣＴの吸収補正方法によれば、心筋ＳＰＥＣＴのような不均一な吸収体が周囲に存在する場合でも、比較的高い精度で吸収補正することができ、再構成画像上のアーティファクトも抑えることができて、定量性が改善され、診断精度が向上する。また、不均一吸収補正法のようにトランスミッションＣＴデータを収集する必要がないので、特別なハードウェアを用いないで容易に吸収補正を行なうことができる。また、収集時間が余分にかかることや、患者の放射線被曝の問題、あるいは処理時間がかかる問題にも、無縁である。
【図面の簡単な説明】
【図１】この発明の実施の形態を示すブロック図。
【図２】放射線エネルギースペクトルを示すグラフ。
【図３】原理説明のための模式図。
【符号の説明】
１０被検体
２０ガンマカメラ
２１シンチレータ
２２ライトガイド
２３フォトマルチプライア
２４位置およびエネルギー演算回路
２５コリメータ
２６エネルギー分析器
２７回転角度検出器
２８低エネルギー側データ収集メモリ
２９高エネルギー側データ収集メモリ
３０画像再構成装置
３１補正回路
４１線源
４２吸収体

Claims

被検体内に分布している核種から放出される複数のエネルギーピークの放射線を被検体外部において検出して各方向からの投影データを各エネルギーピークごとに収集し、この収集したエネルギーピークごとの投影データを用いて画像再構成演算を行なってエネルギーピークごとに再構成画像を得、各画素値の再構成画像間の比に、被検体の高エネルギー側ガンマ線に関する吸収係数をｍＨ、低エネルギー側特性Ｘ線に関する吸収係数をｍＬとしたときに
ａ＝ｍＬ／（ｍＬ−ｍＨ）
で求められる定数の因子ａを、べき乗演算することによって各画素ごとの吸収補正係数を求め、該吸収補正係数を、一方の画像の対応する画素値に乗算して該画素値の吸収補正を行なうことを特徴とするＳＰＥＣＴの吸収補正方法。