JPH0619443B2 - γ線の散乱線除去画像収集方法及びガンマカメラ - Google Patents
γ線の散乱線除去画像収集方法及びガンマカメラInfo
- Publication number
- JPH0619443B2 JPH0619443B2 JP7961989A JP7961989A JPH0619443B2 JP H0619443 B2 JPH0619443 B2 JP H0619443B2 JP 7961989 A JP7961989 A JP 7961989A JP 7961989 A JP7961989 A JP 7961989A JP H0619443 B2 JPH0619443 B2 JP H0619443B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- image
- gamma camera
- scattered
- rays
- collected
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Fee Related
Links
Landscapes
- Measurement Of Radiation (AREA)
- Nuclear Medicine (AREA)
- Transforming Light Signals Into Electric Signals (AREA)
- Closed-Circuit Television Systems (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】 ［発明の目的］ （産業上の利用分野） 本発明は、生体に投与された放射性物質からγ線を入射
するガンマカメラにより前記生体の診断画像を収集しこ
の収集画像から前記生体内での散乱線及び前記ガンマカ
メラ内の散乱線をウィンドゥ設定により除去するγ線の
散乱線除去画像収集方法及びガンマカメラに関する。
するガンマカメラにより前記生体の診断画像を収集しこ
の収集画像から前記生体内での散乱線及び前記ガンマカ
メラ内の散乱線をウィンドゥ設定により除去するγ線の
散乱線除去画像収集方法及びガンマカメラに関する。
（従来の技術） 従来より該医学機器システムにおいては、放射性物質を
人体に投与し、この動き、収積をガンマカメラにより画
像化して診断に供している。このシステムにおいては、
人体内でのγ線の散乱、ガンマカメラ内部（例えばコリ
メータ，ＮａＩシンチレータ等の内部）での散乱線が発
生する。この散乱線は診断情報に不要であるため、除去
されなければならない。したがって、前記シンチレン−
ションカメラ等で得られた画像から散乱線成分を除去す
る方法としては、従来よりJ.Nucl.Med.14; 67〜72．197
2，J.Nucl.Med．25; 490〜494.1984, J.Nucl.Med．29;
195〜202. 1988, IEEE.Tran.Nucl.Science. NS32. 786
〜793, 1985で既に公知である。これらの技術内容は、
以下の二つの方法である。
人体に投与し、この動き、収積をガンマカメラにより画
像化して診断に供している。このシステムにおいては、
人体内でのγ線の散乱、ガンマカメラ内部（例えばコリ
メータ，ＮａＩシンチレータ等の内部）での散乱線が発
生する。この散乱線は診断情報に不要であるため、除去
されなければならない。したがって、前記シンチレン−
ションカメラ等で得られた画像から散乱線成分を除去す
る方法としては、従来よりJ.Nucl.Med.14; 67〜72．197
2，J.Nucl.Med．25; 490〜494.1984, J.Nucl.Med．29;
195〜202. 1988, IEEE.Tran.Nucl.Science. NS32. 786
〜793, 1985で既に公知である。これらの技術内容は、
以下の二つの方法である。
まず第１の方法として、第７図に示すようなエネルギー
スペクトラムＥに対する計数値の関係において、光電ピ
ークＰ１にウィンドウａ0 を設定する。そしてウィンド
ウａ0 内の画像を収集し同時にまたは次のシーケンスと
してコンプトン散乱成分Ｃ0 にウィンドウｂ0 を設定す
る。そしてそれぞれのウィンドウａ0 ，ｂ0 から得られ
る光電ピーク画像Ａ（ｘ，ｙ），散乱線画像Ｓ（ｘ，
ｙ）を基に、散乱線の除去法としてＡ（ｘ，ｙ）−Ｒ・
Ｓ（ｘ，ｙ）を行なう。なおＲは光電吸収ピークＰ１に
含まれる散乱線の割合いを推定した定数とする。
スペクトラムＥに対する計数値の関係において、光電ピ
ークＰ１にウィンドウａ0 を設定する。そしてウィンド
ウａ0 内の画像を収集し同時にまたは次のシーケンスと
してコンプトン散乱成分Ｃ0 にウィンドウｂ0 を設定す
る。そしてそれぞれのウィンドウａ0 ，ｂ0 から得られ
る光電ピーク画像Ａ（ｘ，ｙ），散乱線画像Ｓ（ｘ，
ｙ）を基に、散乱線の除去法としてＡ（ｘ，ｙ）−Ｒ・
Ｓ（ｘ，ｙ）を行なう。なおＲは光電吸収ピークＰ１に
含まれる散乱線の割合いを推定した定数とする。
また第２の散乱線除去法について説明する。散乱線は位
置（ｘ，ｙ）に依存した分布を有するから、これを前述
した第１の除去方法よりさらに正確に画像を採取する。
そこで第６図に示すようなエネルギースペクトラムＥに
対する計数値の関係において、充分に狭いウィンドウ幅
ΔＥを有するウィンドウをＥ１からピーク点を有するＥ
ｐへとΔＥずつ移動して行く。そして各ステップＥ１〜
Ｅｐでの画像Ｅ（ｘ，ｙ）を収集し、ガンマカメラの位
置に依存したそれぞれのエネルギーの画像とし、各位置
毎に散乱成分を求める。
置（ｘ，ｙ）に依存した分布を有するから、これを前述
した第１の除去方法よりさらに正確に画像を採取する。
そこで第６図に示すようなエネルギースペクトラムＥに
対する計数値の関係において、充分に狭いウィンドウ幅
ΔＥを有するウィンドウをＥ１からピーク点を有するＥ
ｐへとΔＥずつ移動して行く。そして各ステップＥ１〜
Ｅｐでの画像Ｅ（ｘ，ｙ）を収集し、ガンマカメラの位
置に依存したそれぞれのエネルギーの画像とし、各位置
毎に散乱成分を求める。
（発明が解決しようとする課題） 然し乍ら、従来の散乱線除去方法にあっては、次のよう
な問題がある。すなわち前述した第１の方法では、１つ
の推定定数Ｒの値のみで散乱線除去を行なっている。し
かし、例えば散乱線の分布が位置により異なると、現実
の物理現像と異なるため、位置に対する適切な散乱線除
去がなされず、画像の正確さに欠けるという問題があっ
た。
な問題がある。すなわち前述した第１の方法では、１つ
の推定定数Ｒの値のみで散乱線除去を行なっている。し
かし、例えば散乱線の分布が位置により異なると、現実
の物理現像と異なるため、位置に対する適切な散乱線除
去がなされず、画像の正確さに欠けるという問題があっ
た。
一方、第２の散乱線除去方法にあっては、散乱線除去の
精度を向上させるため、ΔＥを小さくし多くの画像を収
集しなければならない。このため画像の収集処理に必要
以上の時間がかかり過ぎる。さらには２つ以上の光電ピ
ークＰを有する核種の散乱線を除去するためには、さら
に多くの画像収集を行なわなければならず、長時間を要
するという問題があった。
精度を向上させるため、ΔＥを小さくし多くの画像を収
集しなければならない。このため画像の収集処理に必要
以上の時間がかかり過ぎる。さらには２つ以上の光電ピ
ークＰを有する核種の散乱線を除去するためには、さら
に多くの画像収集を行なわなければならず、長時間を要
するという問題があった。
そこで本発明の目的は、人体内のγ線の散乱線あるいは
ガンマカメラ内部の散乱線がガンマカメラの位置に依存
しても、これらの散乱線を正確且つ簡単に除去し得るγ
線の散乱線除去画像収集方法及びガンマカメラを提供す
ることにある。
ガンマカメラ内部の散乱線がガンマカメラの位置に依存
しても、これらの散乱線を正確且つ簡単に除去し得るγ
線の散乱線除去画像収集方法及びガンマカメラを提供す
ることにある。
［発明の構成］ （課題を解決する為の手段） 本発明は上記の課題を解決し目的を達成する為に次のよ
うな手段を講じた。すなわち本発明は、生体に投与され
た放射性物質からγ線を入射するガンマカメラにより前
記生体の診断画像を収集しこの収集画像から前記生体内
での散乱線及び前記ガンマカメラ内の散乱線をウィンド
ウ設定により除去するγ線の散乱線除去画像収集方法に
おいて、前記診断画像の収集と同時にまたはこの収集の
間に前記ガンマカメラの各位置に入射するγ線のエネル
ギースペクトラムを前記収集画像の画素に対応して収集
し、前記各位置毎のエネルギースペクトラムから前記散
乱線の比率を求め、この比率に基き前記収集画像の画素
毎に散乱線成分を除去するようにしたものである。
うな手段を講じた。すなわち本発明は、生体に投与され
た放射性物質からγ線を入射するガンマカメラにより前
記生体の診断画像を収集しこの収集画像から前記生体内
での散乱線及び前記ガンマカメラ内の散乱線をウィンド
ウ設定により除去するγ線の散乱線除去画像収集方法に
おいて、前記診断画像の収集と同時にまたはこの収集の
間に前記ガンマカメラの各位置に入射するγ線のエネル
ギースペクトラムを前記収集画像の画素に対応して収集
し、前記各位置毎のエネルギースペクトラムから前記散
乱線の比率を求め、この比率に基き前記収集画像の画素
毎に散乱線成分を除去するようにしたものである。
またシンチレータと複数の光電子増倍管とを複数配設し
生体に投与された放射性物質からγ線を入射して位置信
号ｘ，ｙおよび前記γ線のエネルギーに比例したエネル
ギー信号Ｚを出力するガンマカメラ本体と、このガンマ
カメラ本体から入力するエネルギー信号Ｚが所定値範囲
内にあるとき前記位置信号ｘ，ｙによりアドレスされる
位置に収集画像を記憶する第１のメモリと、前記ガンマ
カメラ本体から入力するエネルギー信号Ｚを前記各位置
毎にエネルギースペクトラムとして記憶する第２のメモ
リと、この第２のメモリへの前記エネルギー信号Ｚの書
込みおよび前記第１のメモリへの収集画像の書込みを制
御する制御手段とを備えたものである。
生体に投与された放射性物質からγ線を入射して位置信
号ｘ，ｙおよび前記γ線のエネルギーに比例したエネル
ギー信号Ｚを出力するガンマカメラ本体と、このガンマ
カメラ本体から入力するエネルギー信号Ｚが所定値範囲
内にあるとき前記位置信号ｘ，ｙによりアドレスされる
位置に収集画像を記憶する第１のメモリと、前記ガンマ
カメラ本体から入力するエネルギー信号Ｚを前記各位置
毎にエネルギースペクトラムとして記憶する第２のメモ
リと、この第２のメモリへの前記エネルギー信号Ｚの書
込みおよび前記第１のメモリへの収集画像の書込みを制
御する制御手段とを備えたものである。
（作用） このような手段を講じたことにより、次のような作用を
呈する。位置（ｘ，ｙ）に依存したエネルギースペクト
ラムＥを画像収集と同時に、または引続き収集すること
により、位置に依存したスペクトラム全体像を正確に処
理し、このスペクトラムから散乱線の比率を求め、この
比率を収集画像に乗算する。その結果、カメラ位置毎の
散乱線が正確に且つ簡単に除去できるので、処理速度が
速くなり、収集画像の分解能が向上する。また例えば２
つ以上のエネルギーのγ線を放出する核種またはエネル
ギーの異なる核種を２種類以上同時にそれぞれの画像を
収集して散乱線を除去する場合には、特に正確に簡便に
行なうことができる。
呈する。位置（ｘ，ｙ）に依存したエネルギースペクト
ラムＥを画像収集と同時に、または引続き収集すること
により、位置に依存したスペクトラム全体像を正確に処
理し、このスペクトラムから散乱線の比率を求め、この
比率を収集画像に乗算する。その結果、カメラ位置毎の
散乱線が正確に且つ簡単に除去できるので、処理速度が
速くなり、収集画像の分解能が向上する。また例えば２
つ以上のエネルギーのγ線を放出する核種またはエネル
ギーの異なる核種を２種類以上同時にそれぞれの画像を
収集して散乱線を除去する場合には、特に正確に簡便に
行なうことができる。
（実施例） 第１図は本発明に係るγ線の散乱線除去画像収集方法を
適用したガンマカメラの一実施例を示す概略ブロックで
ある。同図において、シンチレーションカメラ本体１
（ガンマカメラとも言う）は、シンチレータと複数の光
電子増倍管を備えたものである。Ａ／Ｄ変換器2 は、前
記シンチレーションカメラ本体1 からの位置信号ｘ，ｙ
及びエネルギー信号Ｚをディジタル信号に変換するもの
である。ウィンドウ回路5 は、前記Ａ／Ｄ変換器2 から
入力するエネルギー信号ＥがメインＣＰＵ9 により設定
された所定のウィンドウの上限ＷＵと下限ＷＬの幅に入
るとき、イメージメモリコントローラ3 に書込み命令ｓ
１を出力するものである。ｘｙアドレス選択器6 は、前
記Ａ／Ｄ変換器2 から入力する位置信号ｘ，ｙに基きｘ
ｙアドレスを選択するものである。制御手段としてのイ
メージメモリコントローラ3 は、前記ウィンドウ回路5
から書込み命令ｓ１を入力したとき、前記ｘｙアドレス
選択器6 からのアドレス信号により画像データメモリ４
上のｘｙに対応したメモリアドレスの内容に１加算して
画像データを記録させるものである。またウィンドウ回
路5 に入力したエネルギー信号Ｚはｘｙアドレス選択器
6 により位置（Ｘ，Ｙ）により識別される。さらに波高
分別器7 によりＺの波高値が識別されスペクトルデータ
メモリ８の位置（ｘ，ｙ）に対応したスペクトルのＺの
大きさに対応したチャンネルに相当するメモリの内容に
１加算して、画像の収集と同時に位置に対応したエネル
ギースペクトラム（Ｘ，Ｙ，ｅ）を収集する。すなわち
データメモリ8 にはシンチレーションカメラの位置
（Ｘ，Ｙ）のエネルギースペクトラムＺがエネルギース
ペクトラム（Ｘ，Ｙ，ｅ）の組合せで記憶される。また
前記ウィンドウ回路5 は、メインＣＰＵ9 からの制御信
号により光電ピークのエネルギーに対して20〜30％程度
のウィンドウ幅を設定する。第１のメモリとしての画像
メモリ4 は、ウィンドウ回路5 で設定されたウィンドウ
幅に入力するエネルギーのガンマカメラ座標（ｘ，ｙ）
のγ線分布画像Ｐ（ｘ，ｙ）を記憶するものである。第
２のメモリとしてのスペクトルデータメモリ8 は、ガン
マカメラの視野上の位置（ｘ，ｙ）毎のエネルギースペ
クトラムを記憶するものであり、前記画像メモリ4 に記
憶される光電ピーク内のγ線のうち、散乱成分比を推定
するために充分に広いウィンドウ幅で収集したスペクト
ラムＥ（ｘ，ｙ，ｅ）を記憶する。
適用したガンマカメラの一実施例を示す概略ブロックで
ある。同図において、シンチレーションカメラ本体１
（ガンマカメラとも言う）は、シンチレータと複数の光
電子増倍管を備えたものである。Ａ／Ｄ変換器2 は、前
記シンチレーションカメラ本体1 からの位置信号ｘ，ｙ
及びエネルギー信号Ｚをディジタル信号に変換するもの
である。ウィンドウ回路5 は、前記Ａ／Ｄ変換器2 から
入力するエネルギー信号ＥがメインＣＰＵ9 により設定
された所定のウィンドウの上限ＷＵと下限ＷＬの幅に入
るとき、イメージメモリコントローラ3 に書込み命令ｓ
１を出力するものである。ｘｙアドレス選択器6 は、前
記Ａ／Ｄ変換器2 から入力する位置信号ｘ，ｙに基きｘ
ｙアドレスを選択するものである。制御手段としてのイ
メージメモリコントローラ3 は、前記ウィンドウ回路5
から書込み命令ｓ１を入力したとき、前記ｘｙアドレス
選択器6 からのアドレス信号により画像データメモリ４
上のｘｙに対応したメモリアドレスの内容に１加算して
画像データを記録させるものである。またウィンドウ回
路5 に入力したエネルギー信号Ｚはｘｙアドレス選択器
6 により位置（Ｘ，Ｙ）により識別される。さらに波高
分別器7 によりＺの波高値が識別されスペクトルデータ
メモリ８の位置（ｘ，ｙ）に対応したスペクトルのＺの
大きさに対応したチャンネルに相当するメモリの内容に
１加算して、画像の収集と同時に位置に対応したエネル
ギースペクトラム（Ｘ，Ｙ，ｅ）を収集する。すなわち
データメモリ8 にはシンチレーションカメラの位置
（Ｘ，Ｙ）のエネルギースペクトラムＺがエネルギース
ペクトラム（Ｘ，Ｙ，ｅ）の組合せで記憶される。また
前記ウィンドウ回路5 は、メインＣＰＵ9 からの制御信
号により光電ピークのエネルギーに対して20〜30％程度
のウィンドウ幅を設定する。第１のメモリとしての画像
メモリ4 は、ウィンドウ回路5 で設定されたウィンドウ
幅に入力するエネルギーのガンマカメラ座標（ｘ，ｙ）
のγ線分布画像Ｐ（ｘ，ｙ）を記憶するものである。第
２のメモリとしてのスペクトルデータメモリ8 は、ガン
マカメラの視野上の位置（ｘ，ｙ）毎のエネルギースペ
クトラムを記憶するものであり、前記画像メモリ4 に記
憶される光電ピーク内のγ線のうち、散乱成分比を推定
するために充分に広いウィンドウ幅で収集したスペクト
ラムＥ（ｘ，ｙ，ｅ）を記憶する。
第３図（ａ）に収集されたγ線分布画像（以下収集画像
またはＰ（ｘ，ｙ）と称する。）を示す。また第３図
（ｂ）（ｃ）（ｄ）に第３図（ａ）内の収集画像の各画
素位置（ｉ−１，ｊ；ｉ，ｊ；ｉ＋１，ｊ）に対応して
収集されたエネルギースペクトラム（以下エネルギース
ペクトラムまたはＥ（ｘ，ｙ，ｅ）と呼ぶ。）の関係を
示す。
またはＰ（ｘ，ｙ）と称する。）を示す。また第３図
（ｂ）（ｃ）（ｄ）に第３図（ａ）内の収集画像の各画
素位置（ｉ−１，ｊ；ｉ，ｊ；ｉ＋１，ｊ）に対応して
収集されたエネルギースペクトラム（以下エネルギース
ペクトラムまたはＥ（ｘ，ｙ，ｅ）と呼ぶ。）の関係を
示す。
次に第１図および第４図を参照してγ線の散乱線除去画
像収集方法及びガンマカメラについて説明する。
像収集方法及びガンマカメラについて説明する。
まずガンマカメラ１からのγ線散乱線を含む診断画像す
なわち位置信号ｘ，ｙおよびエネルギー信号Ｚは、Ａ／
Ｄ変換器2 によりディジタル信号に変換される。そして
位置信号ｘ，ｙはイメージメモリコントローラ3 および
ｘｙアドレス選択器6 に入力し、エネルギー信号Ｚはウ
ィンドウ回路5 および波高分別器7 に入力する。そして
メインＣＰＵ9 からの指令を入力したウィンドウ回路5
は、あるウィンドウ幅例えば光電ピークエネルギーに対
して20〜30％幅で画像Ｐ（ｘ，ｙ）を収集する。また同
時にウィンドウ回路5 によりウィンドウ幅を全開にした
状態で、前記画像上の位置に対応したエネルギースペク
トラムＥ（ｘ，ｙ，ｅ）を収集する（ステップＡ）。次
に収集されたエネルギースペクトラムの計数値が多いか
否か判定する（ステップＢ）。そして前記計数値が多い
場合には、Ｅ（ｘ，ｙ，ｅ）について光電ピーク位置を
検出する（ステップＣ）。さらにＰ（ｘ，ｙ）を収集す
るときに設定されたウィンドウ位置（上限位置ＷＵ，加
減位置ＷＬ）に対してＷＬ≦ｅ≦ＷＵ内の光電ピークの
面積ＮＰＡ（Net PeakArea）を求める。
なわち位置信号ｘ，ｙおよびエネルギー信号Ｚは、Ａ／
Ｄ変換器2 によりディジタル信号に変換される。そして
位置信号ｘ，ｙはイメージメモリコントローラ3 および
ｘｙアドレス選択器6 に入力し、エネルギー信号Ｚはウ
ィンドウ回路5 および波高分別器7 に入力する。そして
メインＣＰＵ9 からの指令を入力したウィンドウ回路5
は、あるウィンドウ幅例えば光電ピークエネルギーに対
して20〜30％幅で画像Ｐ（ｘ，ｙ）を収集する。また同
時にウィンドウ回路5 によりウィンドウ幅を全開にした
状態で、前記画像上の位置に対応したエネルギースペク
トラムＥ（ｘ，ｙ，ｅ）を収集する（ステップＡ）。次
に収集されたエネルギースペクトラムの計数値が多いか
否か判定する（ステップＢ）。そして前記計数値が多い
場合には、Ｅ（ｘ，ｙ，ｅ）について光電ピーク位置を
検出する（ステップＣ）。さらにＰ（ｘ，ｙ）を収集す
るときに設定されたウィンドウ位置（上限位置ＷＵ，加
減位置ＷＬ）に対してＷＬ≦ｅ≦ＷＵ内の光電ピークの
面積ＮＰＡ（Net PeakArea）を求める。
つまり光電ピーク面積ＮＰＡ（ｘ，ｙ）および散乱線成
分Ｂ（ｘ，ｙ）を求める（ステップＤ）。そして診断画
像Ｐ（ｘ，ｙ）に散乱線の比率を乗算する。すなわち Ｐ(x,y)×ＮＰＡ(x,y)／{ＮＰＡ(x,y)＋Ｂ(x,y)} により散乱線を除去し散乱線除去画像Ｐ′を得る（ステ
ップＥ）。
分Ｂ（ｘ，ｙ）を求める（ステップＤ）。そして診断画
像Ｐ（ｘ，ｙ）に散乱線の比率を乗算する。すなわち Ｐ(x,y)×ＮＰＡ(x,y)／{ＮＰＡ(x,y)＋Ｂ(x,y)} により散乱線を除去し散乱線除去画像Ｐ′を得る（ステ
ップＥ）。
一方、前記ステップＢにおいて、エネルギースペクトラ
ムの計数値が所定値よりも小さい場合には、イメージメ
モリコントローラ3 によりフィルタリング係数ａ１ を用いて以下の数式によりフィルタ処理を行ない、計数
値の統計ノイズを減少させる。
ムの計数値が所定値よりも小さい場合には、イメージメ
モリコントローラ3 によりフィルタリング係数ａ１ を用いて以下の数式によりフィルタ処理を行ない、計数
値の統計ノイズを減少させる。
そして位置情報をぼかして、より正確なエネルギースペ
クトラムを得た（ステップＦ）後、ステップＣ以降の処
理を行なう。
クトラムを得た（ステップＦ）後、ステップＣ以降の処
理を行なう。
したがって、収集画像Ｐ（ｘ，ｙ）は画像の定量性を損
う原因となっている散乱成分を除去した画像Ｐ′（ｘ，
ｙ）に置換えられる。このように本実施例によれば、位
置（ｘ，ｙ）に依存したエネルギースペクトラムＥを画
像収集と同時に位置に依存したスペクトラム全体像を正
確に処理し、このスペクトラムから散乱線の比率を求
め、この比率を収集画像Ｐ（ｘ，ｙ）に乗算する。その
結果、散乱線が正確に且つ簡単に除去できるので、処理
速度が速くなり、診断画像の分解能が向上する。また例
えば２つ以上のエネルギーのγ線を放出する核種または
エネルギーの異なる核種を２種類以上同時にそれぞれの
画像を収集して散乱線を除去する場合には、特に正確に
簡便に行なえる。
う原因となっている散乱成分を除去した画像Ｐ′（ｘ，
ｙ）に置換えられる。このように本実施例によれば、位
置（ｘ，ｙ）に依存したエネルギースペクトラムＥを画
像収集と同時に位置に依存したスペクトラム全体像を正
確に処理し、このスペクトラムから散乱線の比率を求
め、この比率を収集画像Ｐ（ｘ，ｙ）に乗算する。その
結果、散乱線が正確に且つ簡単に除去できるので、処理
速度が速くなり、診断画像の分解能が向上する。また例
えば２つ以上のエネルギーのγ線を放出する核種または
エネルギーの異なる核種を２種類以上同時にそれぞれの
画像を収集して散乱線を除去する場合には、特に正確に
簡便に行なえる。
また第４図に示す収集画像の散乱線除去ステップＣ〜Ｅ
の処理においては、エネルギースペクトラムのうち、散
乱成分は、第３図でのエネルギースペクトラムＥ（ｉ−
１，ｊ，ｋ）の斜線部分Ｂ、すなわちエネルギースペク
トラムのベースバックグランドのみであるとして散乱線
除去を行なった。
の処理においては、エネルギースペクトラムのうち、散
乱成分は、第３図でのエネルギースペクトラムＥ（ｉ−
１，ｊ，ｋ）の斜線部分Ｂ、すなわちエネルギースペク
トラムのベースバックグランドのみであるとして散乱線
除去を行なった。
しかしながら、臨床検査においては、生体に分布したＲ
Ｉ（ラジオアイソトープ）より放射されるγ線は、生体
内部でも散乱するために光電ピークの形は、生体の散乱
体がない場合と比較し、これをＳ（ｘ，ｙ）とすると、
より正確なＮＰＡとして ＮＰＡ′（ｘ，ｙ）＝ＮＰＡ（ｘ，ｙ）−Ｓ（ｘ，ｙ） により求める。
Ｉ（ラジオアイソトープ）より放射されるγ線は、生体
内部でも散乱するために光電ピークの形は、生体の散乱
体がない場合と比較し、これをＳ（ｘ，ｙ）とすると、
より正確なＮＰＡとして ＮＰＡ′（ｘ，ｙ）＝ＮＰＡ（ｘ，ｙ）−Ｓ（ｘ，ｙ） により求める。
この処理方法を第５図で具体的に説明する。Ｅ（ｘ，
ｙ，ｅ）を臨床におけるエネルギースペクトラム，また
散乱体がない空気中の場合のエネルギースペクトラム，
シンチレーションカメラの応答関数をＥinair（ｘ，
ｙ，ｅ）とすると、 ただしＥinair は、Ｐｃ＜ｅ＜ＷＵにおいて、例えばピ
ーク及びカーブの肩が最も一致するように実数倍し、 がmin となるようなＡｌ（実数）を求める。
ｙ，ｅ）を臨床におけるエネルギースペクトラム，また
散乱体がない空気中の場合のエネルギースペクトラム，
シンチレーションカメラの応答関数をＥinair（ｘ，
ｙ，ｅ）とすると、 ただしＥinair は、Ｐｃ＜ｅ＜ＷＵにおいて、例えばピ
ーク及びカーブの肩が最も一致するように実数倍し、 がmin となるようなＡｌ（実数）を求める。
次に本発明の第２の実施例を説明する。前記ガンマカメ
ラを断層像；シングルフォトンエミションＣＴ（以下Ｓ
ＰＥＣＴと呼ぶ）に適用した場合について説明する。
ラを断層像；シングルフォトンエミションＣＴ（以下Ｓ
ＰＥＣＴと呼ぶ）に適用した場合について説明する。
まず前述したシンチレーションカメラにおける収集画像
をＰ（ｘ，ｙ）とする。ガンマカメラは被検体の回り36
0゜または180゜を回転し、ｎ度毎の投影像を収集して投
影像Ｐ（ｘ，ｙ，θ）を得る。例えばｎ＝６゜とする
と、そのエネルギースペクトラムを前記投影像毎に収集
し、Ｅ（ｘ，ｙ，ｅ，θ）を得る。ここでθは収集した
角度を表わす。これにより角度θ毎の散乱線除去を角度
θ毎の投影像Ｐ（ｘ，ｙ，θ）に対して前述した第４図
の手順で処理を行なう。このような断層像等を用いた装
置においても、上述したと同様な効果が得られる。
をＰ（ｘ，ｙ）とする。ガンマカメラは被検体の回り36
0゜または180゜を回転し、ｎ度毎の投影像を収集して投
影像Ｐ（ｘ，ｙ，θ）を得る。例えばｎ＝６゜とする
と、そのエネルギースペクトラムを前記投影像毎に収集
し、Ｅ（ｘ，ｙ，ｅ，θ）を得る。ここでθは収集した
角度を表わす。これにより角度θ毎の散乱線除去を角度
θ毎の投影像Ｐ（ｘ，ｙ，θ）に対して前述した第４図
の手順で処理を行なう。このような断層像等を用いた装
置においても、上述したと同様な効果が得られる。
またエネルギースペクトラムの計数値が不足し、このた
め充分な精度が得られない場合には、散乱線の分布の変
化は投影像ほどに角度依存がないと仮定し、２・ｎある
いは３・ｎの角度毎のエネルギースペクトラムを平均的
な値として用いても良い。
め充分な精度が得られない場合には、散乱線の分布の変
化は投影像ほどに角度依存がないと仮定し、２・ｎある
いは３・ｎの角度毎のエネルギースペクトラムを平均的
な値として用いても良い。
次に第３の実施例について第２図を参照して説明する。
なお第１図と同一部分は同一符号を付しその詳細は省略
する。スプリット回路15は、Ａ／Ｄ変換された位置信号
に対して特定の範囲；ｘ０＜Ｘ＜ｘ１＜，ｙ０＜Ｙ＜ｙ
１なる位置信号ｘ，ｙのみ次のウィンドウ回路5 に出力
する。したがって、特定範囲の位置信号ｘ，ｙは、イメ
ージメモリコントローラ3 によりある条件で画像データ
メモリ4 の対応するｘ，ｙアドレスに画像データを記憶
し、他の条件ではスプリット回路１５で設定した（ｘ，
ｙ）の範囲；（以下スプリットと呼ぶ）内に入射したγ
線のエネルギースペクトラムＥ（ｘ，ｙ，ｅ）はメイン
ＣＰＵ7 により収集される。
なお第１図と同一部分は同一符号を付しその詳細は省略
する。スプリット回路15は、Ａ／Ｄ変換された位置信号
に対して特定の範囲；ｘ０＜Ｘ＜ｘ１＜，ｙ０＜Ｙ＜ｙ
１なる位置信号ｘ，ｙのみ次のウィンドウ回路5 に出力
する。したがって、特定範囲の位置信号ｘ，ｙは、イメ
ージメモリコントローラ3 によりある条件で画像データ
メモリ4 の対応するｘ，ｙアドレスに画像データを記憶
し、他の条件ではスプリット回路１５で設定した（ｘ，
ｙ）の範囲；（以下スプリットと呼ぶ）内に入射したγ
線のエネルギースペクトラムＥ（ｘ，ｙ，ｅ）はメイン
ＣＰＵ7 により収集される。
この装置において、シンチグラム画像およびエネルギー
スペクトラムの収集を第６図に示すフロー図を参照して
説明する。まず0 ＜ｘ，ｙ＜ｘmax ，ｙmax とする。Ｃ
ＰＵ7 によりスプリット回路15を0 ＜ｘ＜ｘmax ，0 ＜
ｙ＜ｙmax の範囲で全開する（ステップａ）。そしてウ
ィンドウ回路5 へＣＰＵ7 が必要なウィンドウ幅例えば
メインピークに対し20％幅を設定し（ステップｂ）、画
像Ｐ（ｘ，ｙ）を収集する（ステップｃ）。そしてｍ，
ｎを初期化し（ステップｄ）、メインＣＰＵ・メモリ17
によりウィンドウ回路15を全開に設定する（ステップ
ｅ）。さらにｍ・Δｘ≦ｘ＜（ｍ＋１）・Δｘ，ｍ・Δ
ｙ≦ｙ＜（ｍ＋１）・Δｙに対してスプリット回路15を
設定する（ステップｆ）。そしてメインＣＰＵ・メモリ
17にエネルギースペクトラムＥ（ｘ，ｙ，ｅ）を収集し
て記憶する（ステップｇ）。メインＣＰＵ17により次の
ｍ，ｎを設定する（ステップｈ）。ここで次のｍ，ｎが
設定されると、既に収集した画像Ｐ（ｘ，ｙ）におい
て、ある一定の計数値を越える位置のみの範囲ｍ，ｎを
設定する（ステップｋ）。また次のｍ，ｎが設定されな
いときには、シーケンスが終了する（ステップｊ）。
スペクトラムの収集を第６図に示すフロー図を参照して
説明する。まず0 ＜ｘ，ｙ＜ｘmax ，ｙmax とする。Ｃ
ＰＵ7 によりスプリット回路15を0 ＜ｘ＜ｘmax ，0 ＜
ｙ＜ｙmax の範囲で全開する（ステップａ）。そしてウ
ィンドウ回路5 へＣＰＵ7 が必要なウィンドウ幅例えば
メインピークに対し20％幅を設定し（ステップｂ）、画
像Ｐ（ｘ，ｙ）を収集する（ステップｃ）。そしてｍ，
ｎを初期化し（ステップｄ）、メインＣＰＵ・メモリ17
によりウィンドウ回路15を全開に設定する（ステップ
ｅ）。さらにｍ・Δｘ≦ｘ＜（ｍ＋１）・Δｘ，ｍ・Δ
ｙ≦ｙ＜（ｍ＋１）・Δｙに対してスプリット回路15を
設定する（ステップｆ）。そしてメインＣＰＵ・メモリ
17にエネルギースペクトラムＥ（ｘ，ｙ，ｅ）を収集し
て記憶する（ステップｇ）。メインＣＰＵ17により次の
ｍ，ｎを設定する（ステップｈ）。ここで次のｍ，ｎが
設定されると、既に収集した画像Ｐ（ｘ，ｙ）におい
て、ある一定の計数値を越える位置のみの範囲ｍ，ｎを
設定する（ステップｋ）。また次のｍ，ｎが設定されな
いときには、シーケンスが終了する（ステップｊ）。
したがって、エネルギースペクトラムＥ（ｘ，ｒ，ｅ）
と、収集画像Ｐ（ｘ，ｙ）との収集は、動態検査のうち
早いものを除けば、同時に収集できなくても、最終的に
得られた情報から同時に収集したものと同様に散乱線を
除去できる。
と、収集画像Ｐ（ｘ，ｙ）との収集は、動態検査のうち
早いものを除けば、同時に収集できなくても、最終的に
得られた情報から同時に収集したものと同様に散乱線を
除去できる。
実際の臨床あるいはＳＰＥＣＴ収集においては、前記第
２の実施例のようにエネルギースペクトラムＥ（ｘ，
ｙ，ｅ）でθを収集角度ｎよりも大きくすることによ
り、時間を短縮することもできる。しなしながら、画像
すべての範囲のエネルギースペクトラムを収集すると、
非常に長い時間の収集となる。そこでエネルギースペク
トラムの収集に先だって収集された画像Ｐ（ｘ，ｙ，
θ）において、計数値がある程度以上の位置だけ関心領
域（以下ＲＯＩと称する。）に設定し、ＲＯＩ内だけの
エネルギースペクトラムの収集をするように書込み命令
ｓ１を働かせても良い。
２の実施例のようにエネルギースペクトラムＥ（ｘ，
ｙ，ｅ）でθを収集角度ｎよりも大きくすることによ
り、時間を短縮することもできる。しなしながら、画像
すべての範囲のエネルギースペクトラムを収集すると、
非常に長い時間の収集となる。そこでエネルギースペク
トラムの収集に先だって収集された画像Ｐ（ｘ，ｙ，
θ）において、計数値がある程度以上の位置だけ関心領
域（以下ＲＯＩと称する。）に設定し、ＲＯＩ内だけの
エネルギースペクトラムの収集をするように書込み命令
ｓ１を働かせても良い。
なお本発明は上述した実施例に限定されるものではな
く、このほか本発明の要旨を逸脱しない範囲で種々変形
実施可能であるのは勿論である。
く、このほか本発明の要旨を逸脱しない範囲で種々変形
実施可能であるのは勿論である。
［発明の効果］ 本発明によれば、位置（ｘ，ｙ）に依存したエネルギー
スペクトラムＥを画像収集と同時に、または引続き収集
することにより、位置に依存したスペクトラム全体像を
正確に処理し、このスペクトラムから散乱線の比率を求
め、この比率を収集画像に乗算することにより、散乱線
が正確に且つ簡単に除去できるので、処理速度が速くな
り、診断画像の分解能が向上する。また例えば２つ以上
のエネルギーのγ線を放出する核種またはエネルギーの
異なる核種を２種類以上同時にそれぞれの画像を収集し
て散乱線を除去する場合には、特に正確に簡便に行なえ
るγ線の散乱線除去画像収集方法及びガンマカメラを提
供できる。
スペクトラムＥを画像収集と同時に、または引続き収集
することにより、位置に依存したスペクトラム全体像を
正確に処理し、このスペクトラムから散乱線の比率を求
め、この比率を収集画像に乗算することにより、散乱線
が正確に且つ簡単に除去できるので、処理速度が速くな
り、診断画像の分解能が向上する。また例えば２つ以上
のエネルギーのγ線を放出する核種またはエネルギーの
異なる核種を２種類以上同時にそれぞれの画像を収集し
て散乱線を除去する場合には、特に正確に簡便に行なえ
るγ線の散乱線除去画像収集方法及びガンマカメラを提
供できる。
第１図は本発明に係るγ線の散乱線除去画像収集方法を
適用したガンマカメラ装置の概略ブロック図、第２図は
本発明の第３の実施例を示す概略ブロック図、第３図は
収集画像および各位置におけるエネルギースペクトラム
を示す概略図、第４図は前記第１図に示す実施例におけ
る散乱線除去画像収集方法を示すフロー図、第５図は本
発明に係るエネルギーとチャンネル当りの計数値との関
係を示す概略図、第６図は前記第２図に示す実施例にお
ける散乱線除去画像収集方法を示すフロー図、第７図お
よび第８図は従来のγ線の散乱線除去画像収集方法を示
す概略図である。 1 ……ガンマカメラ、2 ……Ａ／Ｄ変換器、3 ……イメ
ージメモリコントローラ、4 ……画像データメモリ、5
……ウィンドウ回路、6 ……ｘｙアドレス選択器、7 …
…波高分別器、8 ……スペクトルデータメモリ、9 ……
メインＣＰＵ、15……スプリット回路、Ｐ（ｘ，ｙ）…
…収集画像、Ｅ（ｘ，ｙ，ｅ）……エネルギースペクト
ラム、Ｐ１……光電ピーク。
適用したガンマカメラ装置の概略ブロック図、第２図は
本発明の第３の実施例を示す概略ブロック図、第３図は
収集画像および各位置におけるエネルギースペクトラム
を示す概略図、第４図は前記第１図に示す実施例におけ
る散乱線除去画像収集方法を示すフロー図、第５図は本
発明に係るエネルギーとチャンネル当りの計数値との関
係を示す概略図、第６図は前記第２図に示す実施例にお
ける散乱線除去画像収集方法を示すフロー図、第７図お
よび第８図は従来のγ線の散乱線除去画像収集方法を示
す概略図である。 1 ……ガンマカメラ、2 ……Ａ／Ｄ変換器、3 ……イメ
ージメモリコントローラ、4 ……画像データメモリ、5
……ウィンドウ回路、6 ……ｘｙアドレス選択器、7 …
…波高分別器、8 ……スペクトルデータメモリ、9 ……
メインＣＰＵ、15……スプリット回路、Ｐ（ｘ，ｙ）…
…収集画像、Ｅ（ｘ，ｙ，ｅ）……エネルギースペクト
ラム、Ｐ１……光電ピーク。
Claims (2)
- 【請求項１】生体に投与された放射性物質からγ線を入
射するガンマカメラにより前記生体の診断画像を収集し
この収集画像から前記生体内での散乱線及び前記ガンマ
カメラ内の散乱線をウィンドウ設定により除去するγ線
の散乱線除去画像収集方法において、前記診断画像の収
集と同時にまたはこの収集の間に前記ガンマカメラの各
位置に入射するγ線のエネルギースペクトラムを前記収
集画像の画素に対応して収集し、前記各位置毎のエネル
ギースペクトラムから前記散乱線の比率を求め、この比
率に基き前記収集画像の画素毎に散乱線成分を除去する
ようにしたことを特徴とするγ線の散乱線除去画像収集
方法。 - 【請求項２】シンチレータと複数の光電子増倍管とを複
数配設し生体に投与された放射性物質からγ線を入射し
て位置信号ｘ，ｙおよび前記γ線のエネルギーに比例し
たエネルギー信号Ｚを出力するガンマカメラ本体と、こ
のガンマカメラ本体から入力するエネルギー信号Ｚが所
定値範囲内にあるとき前記位置信号ｘ，ｙによりアドレ
スされる位置に収集画像を記憶する第１のメモリと、前
記ガンマカメラ本体から入力するエネルギー信号Ｚを前
記各位置毎にエネルギースペクトラムとして記憶する第
２のメモリと、この第２のメモリへの前記エネルギー信
号Ｚの書込みおよび前記第１のメモリへの収集画像の書
込みを制御する制御手段とを具備したことを特徴とする
ガンマカメラ。
Priority Applications (4)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP7961989A JPH0619443B2 (ja) | 1989-03-30 | 1989-03-30 | γ線の散乱線除去画像収集方法及びガンマカメラ |
| US07/501,039 US5227968A (en) | 1989-03-30 | 1990-03-29 | Method for eliminating scattered γ-rays and reconstructing image, and gamma camera apparatus |
| DE90106175T DE69004308T2 (de) | 1989-03-30 | 1990-03-30 | Verfahren zur Elimination von gestreuten Gammastrahlen und zur Rekonstruktion eines Bildes und Gamma-Kameravorrichtung. |
| EP90106175A EP0390203B1 (en) | 1989-03-30 | 1990-03-30 | Method for eliminating scattered gamma-rays and reconstructing image, and gamma camera apparatus |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP7961989A JPH0619443B2 (ja) | 1989-03-30 | 1989-03-30 | γ線の散乱線除去画像収集方法及びガンマカメラ |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH02257084A JPH02257084A (ja) | 1990-10-17 |
| JPH0619443B2 true JPH0619443B2 (ja) | 1994-03-16 |
Family
ID=13695076
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP7961989A Expired - Fee Related JPH0619443B2 (ja) | 1989-03-30 | 1989-03-30 | γ線の散乱線除去画像収集方法及びガンマカメラ |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0619443B2 (ja) |
Families Citing this family (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP3311043B2 (ja) * | 1992-10-23 | 2002-08-05 | 株式会社東芝 | ガンマカメラ |
| CN111050646B (zh) * | 2017-09-01 | 2023-02-28 | 株式会社岛津制作所 | 图像处理装置 |
-
1989
- 1989-03-30 JP JP7961989A patent/JPH0619443B2/ja not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH02257084A (ja) | 1990-10-17 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| Phelps et al. | Physics in nuclear medicine | |
| RU2414724C2 (ru) | Способ и устройство для спектральной компьютерной томографии | |
| US7840052B2 (en) | Restoration of the nuclear medicine 2D planar image by iterative constrained deconvolution | |
| US5376795A (en) | Emission-transmission imaging system using single energy and dual energy transmission and radionuclide emission data | |
| KR100991640B1 (ko) | 핵의학 진단장치, 형태단층촬영 진단장치, 핵의학용 데이터연산처리방법 및 형태단층화상 연산처리방법 | |
| US5818050A (en) | Collimator-free photon tomography | |
| Knoll | Single-photon emission computed tomography | |
| US4618773A (en) | Apparatus for the diagnosis of body structures into which a gammaemitting radioactive isotope has been introduced | |
| JPH1152059A (ja) | 核像形成方法及び装置 | |
| EP0125403B1 (en) | Circuit for processing pulses by applying the technique of weighted acquisition | |
| US5227968A (en) | Method for eliminating scattered γ-rays and reconstructing image, and gamma camera apparatus | |
| DeVito et al. | Energy-weighted acquisition of scintigraphic images using finite spatial filters | |
| JP2535762B2 (ja) | 陽電子断層撮影装置におけるγ線吸収体による散乱同時計数測定法及び陽電子断層撮影装置 | |
| Links | Advances in nuclear medicine instrumentation: considerations in the design and selection of an imaging system | |
| JP2022113115A (ja) | ビームハードニング補正方法、ｘ線ｃｔ装置及びビームハードニング補正プログラム | |
| JP3311043B2 (ja) | ガンマカメラ | |
| JP2856478B2 (ja) | ガンマー線散乱成分除去装置 | |
| JPH09281243A (ja) | 核医学診断装置 | |
| JPH0619443B2 (ja) | γ線の散乱線除去画像収集方法及びガンマカメラ | |
| EP0747728B1 (en) | Improved gamma camera imaging system | |
| JP3763165B2 (ja) | Ｓｐｅｃｔの吸収補正方法 | |
| JP3563477B2 (ja) | シンチレーションカメラ及びｓｐｅｃｔ装置 | |
| Hart et al. | Three-dimensional imaging of multimillimeter sized cold lesions by focusing collimator coincidence scanning (FCCS) | |
| Sharp et al. | Nuclear medicine imaging | |
| Jadvar et al. | PET physics and instrumentation |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |