JPH07128450A - 核医学イメージング装置の補正方法 - Google Patents
核医学イメージング装置の補正方法Info
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- JPH07128450A JPH07128450A JP29615993A JP29615993A JPH07128450A JP H07128450 A JPH07128450 A JP H07128450A JP 29615993 A JP29615993 A JP 29615993A JP 29615993 A JP29615993 A JP 29615993A JP H07128450 A JPH07128450 A JP H07128450A
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- energy
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Abstract
(57)【要約】
【目的】 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散乱線除去補正と吸収
補正とを良好に行なう。 【構成】 エネルギースペクトルにおいて光電効果領域
のなかで光電ピークよりも高いエネルギー側の領域のカ
ウントＳｏ、Ｓ１、Ｓ２を光電効果領域より高エネルギ
ー側の領域のカウントＢｏ、Ｂ１、Ｂ２で修正したもの
をパラメータとして散乱線除去補正用データを得、光電
効果領域より低エネルギー側の領域のカウントＣｏ、Ｃ
１、Ｃ２をＢｏ、Ｂ１、Ｂ２で修正したものをパラメー
タとして吸収補正用データを得る。
もマルチピークの場合等において散乱線除去補正と吸収
補正とを良好に行なう。 【構成】 エネルギースペクトルにおいて光電効果領域
のなかで光電ピークよりも高いエネルギー側の領域のカ
ウントＳｏ、Ｓ１、Ｓ２を光電効果領域より高エネルギ
ー側の領域のカウントＢｏ、Ｂ１、Ｂ２で修正したもの
をパラメータとして散乱線除去補正用データを得、光電
効果領域より低エネルギー側の領域のカウントＣｏ、Ｃ
１、Ｃ２をＢｏ、Ｂ１、Ｂ２で修正したものをパラメー
タとして吸収補正用データを得る。
Description
【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。
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。
【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や吸収を生
じる。そのため、得られたエミッションデータに対して
これらの影響を除去するような補正を行なう必要があ
る。
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や吸収を生
じる。そのため、得られたエミッションデータに対して
これらの影響を除去するような補正を行なう必要があ
る。
【０００３】この補正のため、実際の被検者に対してエ
ミッションデータ収集とは別個にトランスミッションデ
ータを収集することも行なわれている。このトランスミ
ッションデータは被検者の外部に同一のＲＩを配置して
これからの放射線を被検者中に透過させたときの、その
透過した放射線についての検出データである。このトラ
ンスミッションデータから被検者の内部における散乱分
布や吸収分布が分かるので、これから上記の補正のため
の補正データを求めることができる。
ミッションデータ収集とは別個にトランスミッションデ
ータを収集することも行なわれている。このトランスミ
ッションデータは被検者の外部に同一のＲＩを配置して
これからの放射線を被検者中に透過させたときの、その
透過した放射線についての検出データである。このトラ
ンスミッションデータから被検者の内部における散乱分
布や吸収分布が分かるので、これから上記の補正のため
の補正データを求めることができる。
【０００４】しかし、このようにトランスミッションデ
ータから補正データを求めるのではエミッションデータ
収集とは別個のデータ収集のための作業が必要となり煩
雑である。
ータから補正データを求めるのではエミッションデータ
収集とは別個のデータ収集のための作業が必要となり煩
雑である。
【０００５】そこで、従来より、上記のようなトランス
ミッションデータを収集することなしに、実際の被検者
についての散乱線除去補正と吸収補正とを行なう方法が
提案されている（特願昭６０−２９８１６４号）。この
補正方法は、シンチレーションカメラ等から、放射線入
射位置情報とともに、各位置ごとのエネルギースペクト
ル情報をも収集し、そのスペクトルから得られるパラメ
ータを用いて補正を行なうものである。すなわち、エネ
ルギースペクトルにおいて、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のカウントを基準として
各位置ごとのエネルギースペクトルを正規化して各パラ
メータを求める。
ミッションデータを収集することなしに、実際の被検者
についての散乱線除去補正と吸収補正とを行なう方法が
提案されている（特願昭６０−２９８１６４号）。この
補正方法は、シンチレーションカメラ等から、放射線入
射位置情報とともに、各位置ごとのエネルギースペクト
ル情報をも収集し、そのスペクトルから得られるパラメ
ータを用いて補正を行なうものである。すなわち、エネ
ルギースペクトルにおいて、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のカウントを基準として
各位置ごとのエネルギースペクトルを正規化して各パラ
メータを求める。
【０００６】
【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には、核種間でのクロストー
クの影響で補正に著しい誤差が生じ、他方の核種の投与
量と各部位の摂取率等の条件のばらつきにより、その誤
差が検査ごと及び位置（画素）ごとに異なるという問題
がある。１核種収集でもマルチピークの場合には、ピー
ク間でのクロストークにより同様に誤差が生じる問題が
ある。
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には、核種間でのクロストー
クの影響で補正に著しい誤差が生じ、他方の核種の投与
量と各部位の摂取率等の条件のばらつきにより、その誤
差が検査ごと及び位置（画素）ごとに異なるという問題
がある。１核種収集でもマルチピークの場合には、ピー
ク間でのクロストークにより同様に誤差が生じる問題が
ある。
【０００７】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
乱線除去補正と吸収補正と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。
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
乱線除去補正と吸収補正と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。
【０００８】
【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、測定したエネルギースペクトルにおいて光
電効果領域のなかで光電ピークよりも高いエネルギー側
の第１の領域と、光電効果領域より高エネルギー側の第
２の領域と、光電効果領域より低エネルギー側の第３の
領域とを定め、被検体と類似した散乱・吸収体について
あらかじめ得た複数のエネルギースペクトルと散乱・吸
収体のない場合のエネルギースペクトルから、上記第２
の領域のカウントで修正した第１のカウントをパラメー
タとした第１の補正データを得るとともに、上記第２の
領域のカウントで修正した第３のカウントをパラメータ
とした第２の補正データを得ておき、実際の被検体につ
いてエネルギースペクトルが測定されたとき、該エネル
ギースペクトルから上記第２の領域のカウントで修正し
た第１のカウントを求め、これをパラメータとして該当
する第１の補正データを取り出して該エネルギースペク
トルにおける所望のエネルギーのカウントを補正し、且
つ該エネルギースペクトルから上記第２の領域のカウン
トで修正した第３のカウントを求め、これをパラメータ
として該当する第２の補正データを取り出して該エネル
ギースペクトルにおける所望のエネルギーのカウントを
補正することが特徴となっている。
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、測定したエネルギースペクトルにおいて光
電効果領域のなかで光電ピークよりも高いエネルギー側
の第１の領域と、光電効果領域より高エネルギー側の第
２の領域と、光電効果領域より低エネルギー側の第３の
領域とを定め、被検体と類似した散乱・吸収体について
あらかじめ得た複数のエネルギースペクトルと散乱・吸
収体のない場合のエネルギースペクトルから、上記第２
の領域のカウントで修正した第１のカウントをパラメー
タとした第１の補正データを得るとともに、上記第２の
領域のカウントで修正した第３のカウントをパラメータ
とした第２の補正データを得ておき、実際の被検体につ
いてエネルギースペクトルが測定されたとき、該エネル
ギースペクトルから上記第２の領域のカウントで修正し
た第１のカウントを求め、これをパラメータとして該当
する第１の補正データを取り出して該エネルギースペク
トルにおける所望のエネルギーのカウントを補正し、且
つ該エネルギースペクトルから上記第２の領域のカウン
トで修正した第３のカウントを求め、これをパラメータ
として該当する第２の補正データを取り出して該エネル
ギースペクトルにおける所望のエネルギーのカウントを
補正することが特徴となっている。
【０００９】
【作用】２核種同時収集の場合には、核種間でのクロス
トークの影響でバックグラウンドが大きくなる。ところ
が、光電効果領域より高エネルギー側の第２の領域のカ
ウントはほとんどバックグラウンドに対応していると考
えられる。そこで、被検体と類似した散乱・吸収体につ
いてあらかじめ測定を行ない、複数のエネルギースペク
トルを得、散乱・吸収体のない場合のエネルギースペク
トルを基準として用い、上記第２の領域のカウントで修
正した第１のカウントをパラメータとして第１の補正デ
ータを得るとともに、上記第２の領域のカウントで修正
した第３のカウントをパラメータとして第２の補正デー
タを得ておく。そして、実際の被検体についてエネルギ
ースペクトルが測定されたとき、そのエネルギースペク
トルから上記第２の領域のカウントで修正した第１のカ
ウントを求め、これをパラメータとして該当する第１の
補正データを取り出して該エネルギースペクトルにおけ
る所望のエネルギーのカウントを補正するなら、バック
グラウンドの影響を受けずに散乱線除去補正ができるこ
とになる。また、この実際に被検体について得たエネル
ギースペクトルから上記第２の領域のカウントで修正し
た第３のカウントを求め、これをパラメータとして該当
する第２の補正データを取り出して該エネルギースペク
トルにおける所望のエネルギーのカウントを補正するな
ら、バックグラウンドの影響を受けずに吸収補正するこ
とができる。そのため、２核種同時収集の場合のクロス
トークの影響をほとんど受けることなく、１核種収集で
シングルピークの場合と同様に、適切な散乱線除去補正
及び吸収補正を行なうことができる。１核種収集でマル
チピークの場合でも、適切な散乱線除去補正及び吸収補
正を行なうことができる。
トークの影響でバックグラウンドが大きくなる。ところ
が、光電効果領域より高エネルギー側の第２の領域のカ
ウントはほとんどバックグラウンドに対応していると考
えられる。そこで、被検体と類似した散乱・吸収体につ
いてあらかじめ測定を行ない、複数のエネルギースペク
トルを得、散乱・吸収体のない場合のエネルギースペク
トルを基準として用い、上記第２の領域のカウントで修
正した第１のカウントをパラメータとして第１の補正デ
ータを得るとともに、上記第２の領域のカウントで修正
した第３のカウントをパラメータとして第２の補正デー
タを得ておく。そして、実際の被検体についてエネルギ
ースペクトルが測定されたとき、そのエネルギースペク
トルから上記第２の領域のカウントで修正した第１のカ
ウントを求め、これをパラメータとして該当する第１の
補正データを取り出して該エネルギースペクトルにおけ
る所望のエネルギーのカウントを補正するなら、バック
グラウンドの影響を受けずに散乱線除去補正ができるこ
とになる。また、この実際に被検体について得たエネル
ギースペクトルから上記第２の領域のカウントで修正し
た第３のカウントを求め、これをパラメータとして該当
する第２の補正データを取り出して該エネルギースペク
トルにおける所望のエネルギーのカウントを補正するな
ら、バックグラウンドの影響を受けずに吸収補正するこ
とができる。そのため、２核種同時収集の場合のクロス
トークの影響をほとんど受けることなく、１核種収集で
シングルピークの場合と同様に、適切な散乱線除去補正
及び吸収補正を行なうことができる。１核種収集でマル
チピークの場合でも、適切な散乱線除去補正及び吸収補
正を行なうことができる。
【００１０】
【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。
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。
【００１１】まず実際の被検体に対する測定に先だって
散乱・吸収体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・吸収体２０
としては、人体と同じような散乱及び吸収を生じるもの
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・吸収体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、３
１、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・吸収体２０の厚さ
は零でありコンプトン散乱及び吸収はない。線源３１の
位置では散乱・吸収体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及び吸収が生
じる。
散乱・吸収体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・吸収体２０
としては、人体と同じような散乱及び吸収を生じるもの
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・吸収体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、３
１、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・吸収体２０の厚さ
は零でありコンプトン散乱及び吸収はない。線源３１の
位置では散乱・吸収体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及び吸収が生
じる。
【００１２】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。ここで
はバックグラウンドのスペクトルがエネルギーに対して
一定であると近似して補正することとしている。
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。ここで
はバックグラウンドのスペクトルがエネルギーに対して
一定であると近似して補正することとしている。
【００１３】散乱・吸収体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。また、光電ピークよりも高エネルギー側で、光
電効果によりほとんど影響を受けない領域（たとえば光
電ピークのエネルギーの１１０％〜１１５％のエネルギ
ー領域）でのカウントＢｏ、Ｂｉ（ｉ＝１、２、…）を
求める。さらに光電ピークよりはるかに低エネルギー側
のコンプトン領域ＣでのカウントＣｏ、Ｃｉ（ｉ＝１、
２、…）も求める。そして、任意のエネルギーＥでのカ
ウントＡｏ、Ａｉ（ｉ＝１、２、…）として、（Ａｉ−
ｐＢｉ）／（Ｓｉ−ｑＢｉ）及び（Ｃｉ−ｒＢｉ）／
（Ｓｉ−ｑＢｉ）（これらをＡｉｍ及びＣｉｍと表わ
す）を計算する。なお、ここで係数ｐ、ｑ及びｒはＡ
ｏ、Ｓｏ及びＣｏの各領域の幅とＢｏの領域の幅の比に
対応する定数である。
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。また、光電ピークよりも高エネルギー側で、光
電効果によりほとんど影響を受けない領域（たとえば光
電ピークのエネルギーの１１０％〜１１５％のエネルギ
ー領域）でのカウントＢｏ、Ｂｉ（ｉ＝１、２、…）を
求める。さらに光電ピークよりはるかに低エネルギー側
のコンプトン領域ＣでのカウントＣｏ、Ｃｉ（ｉ＝１、
２、…）も求める。そして、任意のエネルギーＥでのカ
ウントＡｏ、Ａｉ（ｉ＝１、２、…）として、（Ａｉ−
ｐＢｉ）／（Ｓｉ−ｑＢｉ）及び（Ｃｉ−ｒＢｉ）／
（Ｓｉ−ｑＢｉ）（これらをＡｉｍ及びＣｉｍと表わ
す）を計算する。なお、ここで係数ｐ、ｑ及びｒはＡ
ｏ、Ｓｏ及びＣｏの各領域の幅とＢｏの領域の幅の比に
対応する定数である。
【００１４】これらの値を散乱・吸収体２０の厚さごと
に並べると、概ね図３に示すようなカーブの上に乗る。
つまり、これらの値は散乱・吸収体２０の厚さに対応し
て一意に定まる。このことは、図２のＡ、Ｂ、Ｃで示し
たスペクトルから点線部分を差し引いた上で領域Ｓのカ
ウントを基準にして、これらのスペクトルを正規化した
ものが図４のようになることと対応している。すなわ
ち、領域Ｓ、Ｂは対象とする核種のコンプトン散乱の影
響をほとんど受けず、また、領域Ｂはバックグラウンド
の量のみに対応するため、領域Ｓでのカウントから領域
Ｂでのカウントを引いたものを基準にして正規化（この
カウントが同じ値Ｓｏ−ｑＢｏとなるようにスペクトル
全体を上下方向に伸張）すれば、任意のエネルギーＥで
のカウント及びコンプトン領域Ｃでのカウントから領域
Ｂでのカウントを引いたものは、散乱・吸収体２０の厚
さに対応して一意に定まる。
に並べると、概ね図３に示すようなカーブの上に乗る。
つまり、これらの値は散乱・吸収体２０の厚さに対応し
て一意に定まる。このことは、図２のＡ、Ｂ、Ｃで示し
たスペクトルから点線部分を差し引いた上で領域Ｓのカ
ウントを基準にして、これらのスペクトルを正規化した
ものが図４のようになることと対応している。すなわ
ち、領域Ｓ、Ｂは対象とする核種のコンプトン散乱の影
響をほとんど受けず、また、領域Ｂはバックグラウンド
の量のみに対応するため、領域Ｓでのカウントから領域
Ｂでのカウントを引いたものを基準にして正規化（この
カウントが同じ値Ｓｏ−ｑＢｏとなるようにスペクトル
全体を上下方向に伸張）すれば、任意のエネルギーＥで
のカウント及びコンプトン領域Ｃでのカウントから領域
Ｂでのカウントを引いたものは、散乱・吸収体２０の厚
さに対応して一意に定まる。
【００１５】つまり、この図４において、着目するエネ
ルギーＥでのＡｏに対するＡ１ｎ、Ａ２ｎの比を求めて
おけば、ある位置でエネルギースペクトルが得られたと
きに、そのエネルギースペクトルから求めたエネルギー
ＥについてのカウントがＡ’１で、領域Ｓでのカウント
がＳ’１で、領域ＢでのカウントがＢ’１であったとす
ると、Ｓ’１−ｑＢ’１とＳｏ−ｑＢｏとの比と、Ａ１
ｎとＡｏとの比から、散乱・吸収体２０がないときの値
（散乱・吸収に影響されない値）が得られる、つまり散
乱線除去補正ができることが分かる。ここで、Ａ１ｎ、
Ａ２ｎは、散乱・吸収体２０に関して得たＡ１、Ａ２を
領域Ｓでのカウントから領域Ｂでのカウントを引いたも
のを基準にして正規化したものであるから、散乱補正係
数として、 ｛（Ａｏ−ｐＢｏ）／（Ｓｏ−ｑＢｏ）｝／Ａｉｍ （上記の通りＡｉｍ＝（Ａｉ−ｐＢｉ）／（Ｓｉ−ｑＢ
ｉ）である。）を使用すればよいことが分かる。この散
乱補正係数を、散乱・吸収体２０に関して得たエネルギ
ースペクトルごとに、つまり（Ａｉ−ｐＢｉ）／（Ｓｉ
−ｑＢｉ）ごとに求める。こうして複数点の散乱補正係
数が得られたら適当な関数で近似することにより図５に
示すような曲線で表わされる散乱補正係数を得る。この
散乱補正係数は、あるエネルギーＥについてのものであ
り、エネルギーＥが違えば違った曲線となる。そこで、
各エネルギーＥについてこの散乱補正係数を求めること
が必要であり、散乱補正係数の関数は、ｆ（Ｅ、Ａｉ
ｍ）と表わすことができる。
ルギーＥでのＡｏに対するＡ１ｎ、Ａ２ｎの比を求めて
おけば、ある位置でエネルギースペクトルが得られたと
きに、そのエネルギースペクトルから求めたエネルギー
ＥについてのカウントがＡ’１で、領域Ｓでのカウント
がＳ’１で、領域ＢでのカウントがＢ’１であったとす
ると、Ｓ’１−ｑＢ’１とＳｏ−ｑＢｏとの比と、Ａ１
ｎとＡｏとの比から、散乱・吸収体２０がないときの値
（散乱・吸収に影響されない値）が得られる、つまり散
乱線除去補正ができることが分かる。ここで、Ａ１ｎ、
Ａ２ｎは、散乱・吸収体２０に関して得たＡ１、Ａ２を
領域Ｓでのカウントから領域Ｂでのカウントを引いたも
のを基準にして正規化したものであるから、散乱補正係
数として、 ｛（Ａｏ−ｐＢｏ）／（Ｓｏ−ｑＢｏ）｝／Ａｉｍ （上記の通りＡｉｍ＝（Ａｉ−ｐＢｉ）／（Ｓｉ−ｑＢ
ｉ）である。）を使用すればよいことが分かる。この散
乱補正係数を、散乱・吸収体２０に関して得たエネルギ
ースペクトルごとに、つまり（Ａｉ−ｐＢｉ）／（Ｓｉ
−ｑＢｉ）ごとに求める。こうして複数点の散乱補正係
数が得られたら適当な関数で近似することにより図５に
示すような曲線で表わされる散乱補正係数を得る。この
散乱補正係数は、あるエネルギーＥについてのものであ
り、エネルギーＥが違えば違った曲線となる。そこで、
各エネルギーＥについてこの散乱補正係数を求めること
が必要であり、散乱補正係数の関数は、ｆ（Ｅ、Ａｉ
ｍ）と表わすことができる。
【００１６】また、上記のように（Ａｉ−ｐＢｉ）／
（Ｓｉ−ｑＢｉ）及び（Ｃｉ−ｒＢｉ）／（Ｓｉ−ｑＢ
ｉ）の２つの比は散乱・吸収体２０の厚さに対応してい
るが、コンプトン領域Ｃの方がカウントが大で吸収が大
きくこのカウントの方が散乱・吸収体２０の厚さに対す
る変化が大きいため、後者の比を用いて吸収補正を行な
うものとする。そのため、（Ｓｉ−ｑＢｉ）／（Ｓｏ−
ｑＢｏ）を、（Ｃｉ−ｒＢｉ）／（Ｓｉ−ｑＢｉ）（つ
まりＣｉｍ）ごとに求めてプロットし、適当な関数で近
似することにより図６で示すような曲線で表わされる吸
収補正係数Ｒ（Ｃｉｍ）を求めておく。
（Ｓｉ−ｑＢｉ）及び（Ｃｉ−ｒＢｉ）／（Ｓｉ−ｑＢ
ｉ）の２つの比は散乱・吸収体２０の厚さに対応してい
るが、コンプトン領域Ｃの方がカウントが大で吸収が大
きくこのカウントの方が散乱・吸収体２０の厚さに対す
る変化が大きいため、後者の比を用いて吸収補正を行な
うものとする。そのため、（Ｓｉ−ｑＢｉ）／（Ｓｏ−
ｑＢｏ）を、（Ｃｉ−ｒＢｉ）／（Ｓｉ−ｑＢｉ）（つ
まりＣｉｍ）ごとに求めてプロットし、適当な関数で近
似することにより図６で示すような曲線で表わされる吸
収補正係数Ｒ（Ｃｉｍ）を求めておく。
【００１７】これらの演算は補正演算装置１５で行なう
こととし、求めた散乱補正係数ｆ及び吸収補正係数Ｒは
補正データ用メモリ１６に格納しておく。このような処
理が終了した後、実際の被検者に上記と同じ核種のＲＩ
を投与して測定を行なう。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、まず補正演算装置
１５がそのスペクトルにおいて領域Ｓ、Ｂ及びＣでのカ
ウントＳ’ｉ、Ｂ’ｉ及びＣ’ｉを求める。そして、そ
のスペクトルにおいてあるエネルギーＥでのカウントが
Ａ’ｉであったとすると、補正演算装置１５は補正デー
タ用メモリ１６に格納しておいた関数ｆ（Ｅ、Ａｉｍ）
より（Ａ’ｉ−ｐＢ’ｉ）／（Ｓ’ｉ−ｑＢ’ｉ）（＝
Ａ’ｉｍ）に対応する値ｆ（Ｅ、Ａ’ｉｍ）を求めると
ともに、関数Ｒより（Ｃ’ｉ−ｒＢ’ｉ）／（Ｓ’ｉ−
ｑＢ’ｉ）（＝Ｃ’ｉｍ）に対応する値Ｒ（Ｃ’ｉｍ）
を求め、 φ（Ｅ）＝Ａ’ｉ・ｆ（Ｅ、Ａ’ｉｍ）／Ｒ（Ｃ’ｉ
ｍ） の演算を行なう。こうしてコンプトン散乱線除去補正及
び吸収補正をした後の、エネルギーＥでのカウントφ
（Ｅ）が求められる。バックグラウンドの量は高エネル
ギー側の核種の投与量や体内での分布に依存して異な
り、各位置のエネルギースペクトルごとに異なるもので
あるが、バックグラウンドに影響されないパラメータ
（Ａｉ−ｐＢｉ）／（Ｓｉ−ｑＢｉ）及び（Ｃｉ−ｒＢ
ｉ）／（Ｓｉ−ｑＢｉ）を用いて散乱線除去及び吸収に
ついての補正値を求めているため、その相違に応じた正
しい補正ができる。
こととし、求めた散乱補正係数ｆ及び吸収補正係数Ｒは
補正データ用メモリ１６に格納しておく。このような処
理が終了した後、実際の被検者に上記と同じ核種のＲＩ
を投与して測定を行なう。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、まず補正演算装置
１５がそのスペクトルにおいて領域Ｓ、Ｂ及びＣでのカ
ウントＳ’ｉ、Ｂ’ｉ及びＣ’ｉを求める。そして、そ
のスペクトルにおいてあるエネルギーＥでのカウントが
Ａ’ｉであったとすると、補正演算装置１５は補正デー
タ用メモリ１６に格納しておいた関数ｆ（Ｅ、Ａｉｍ）
より（Ａ’ｉ−ｐＢ’ｉ）／（Ｓ’ｉ−ｑＢ’ｉ）（＝
Ａ’ｉｍ）に対応する値ｆ（Ｅ、Ａ’ｉｍ）を求めると
ともに、関数Ｒより（Ｃ’ｉ−ｒＢ’ｉ）／（Ｓ’ｉ−
ｑＢ’ｉ）（＝Ｃ’ｉｍ）に対応する値Ｒ（Ｃ’ｉｍ）
を求め、 φ（Ｅ）＝Ａ’ｉ・ｆ（Ｅ、Ａ’ｉｍ）／Ｒ（Ｃ’ｉ
ｍ） の演算を行なう。こうしてコンプトン散乱線除去補正及
び吸収補正をした後の、エネルギーＥでのカウントφ
（Ｅ）が求められる。バックグラウンドの量は高エネル
ギー側の核種の投与量や体内での分布に依存して異な
り、各位置のエネルギースペクトルごとに異なるもので
あるが、バックグラウンドに影響されないパラメータ
（Ａｉ−ｐＢｉ）／（Ｓｉ−ｑＢｉ）及び（Ｃｉ−ｒＢ
ｉ）／（Ｓｉ−ｑＢｉ）を用いて散乱線除去及び吸収に
ついての補正値を求めているため、その相違に応じた正
しい補正ができる。
【００１８】この補正演算処理をすべてのエネルギーに
ついて行なえば、ある位置におけるエネルギースペクト
ルの全体を補正することができ、所望のエネルギーウイ
ンドウ内のみ行なえばその部分のみのスペクトルの補正
ができる。こうして補正した後のカウントを用いれば、
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及び吸収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。
ついて行なえば、ある位置におけるエネルギースペクト
ルの全体を補正することができ、所望のエネルギーウイ
ンドウ内のみ行なえばその部分のみのスペクトルの補正
ができる。こうして補正した後のカウントを用いれば、
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及び吸収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。
【００１９】なお、上記の実施例では、バックグラウン
ドのスペクトルがエネルギーに対して一定であると近似
して補正しているが、バックグラウンドのスペクトルを
エネルギーに対して線形または非線形な関数で経験的に
近似することにより補正してもよい。この場合、上記の
式のなかで、Ｂｏ及びＢｉの項にエネルギーの関数を乗
じるようにすればよく、これによって補正の精度を高め
ることができる。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。
ドのスペクトルがエネルギーに対して一定であると近似
して補正しているが、バックグラウンドのスペクトルを
エネルギーに対して線形または非線形な関数で経験的に
近似することにより補正してもよい。この場合、上記の
式のなかで、Ｂｏ及びＢｉの項にエネルギーの関数を乗
じるようにすればよく、これによって補正の精度を高め
ることができる。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。
【００２０】
【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、
たとえばＴｌ−２０１とＴｃ−９９ｍ、またはＴｌ−２
０１とＩ−１２３の組み合わせのように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及び吸収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−１１
１、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
及び吸収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。
の発明の核医学イメージング装置の補正方法によれば、
たとえばＴｌ−２０１とＴｃ−９９ｍ、またはＴｌ−２
０１とＩ−１２３の組み合わせのように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及び吸収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−１１
１、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
及び吸収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。
【図１】この発明の一実施例のブロック図。
【図２】エネルギースペクトルを示すグラフ。
【図３】散乱・吸収体の厚さに対するＡｉｍ及びＣｉｍ
の曲線を表わすグラフ。
の曲線を表わすグラフ。
【図４】正規化したスペクトルを表わすグラフ。
【図５】散乱補正係数を表わすグラフ。
【図６】吸収補正係数を表わすグラフ。
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・吸収体 ３０、３１、３２ 線源
Claims (1)
- 【請求項１】 測定したエネルギースペクトルにおいて
光電効果領域のなかで光電ピークよりも高いエネルギー
側の第１の領域と、光電効果領域より高エネルギー側の
第２の領域と、光電効果領域より低エネルギー側の第３
の領域とを定め、被検体と類似した散乱・吸収体につい
てあらかじめ得た複数のエネルギースペクトルと散乱・
吸収体のない場合のエネルギースペクトルから、上記第
２の領域のカウントで修正した第１のカウントをパラメ
ータとした第１の補正データを得るとともに、上記第２
の領域のカウントで修正した第３のカウントをパラメー
タとした第２の補正データを得ておき、実際の被検体に
ついてエネルギースペクトルが測定されたとき、該エネ
ルギースペクトルから上記第２の領域のカウントで修正
した第１のカウントを求め、これをパラメータとして該
当する第１の補正データを取り出して該エネルギースペ
クトルにおける所望のエネルギーのカウントを補正し、
且つ該エネルギースペクトルから上記第２の領域のカウ
ントで修正した第３のカウントを求め、これをパラメー
タとして該当する第２の補正データを取り出して該エネ
ルギースペクトルにおける所望のエネルギーのカウント
を補正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。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP29615993A JPH07128450A (ja) | 1993-10-31 | 1993-10-31 | 核医学イメージング装置の補正方法 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP29615993A JPH07128450A (ja) | 1993-10-31 | 1993-10-31 | 核医学イメージング装置の補正方法 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH07128450A true JPH07128450A (ja) | 1995-05-19 |
Family
ID=17829926
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP29615993A Pending JPH07128450A (ja) | 1993-10-31 | 1993-10-31 | 核医学イメージング装置の補正方法 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH07128450A (ja) |
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2007212242A (ja) * | 2006-02-08 | 2007-08-23 | Toshiba Corp | 核医学装置 |
| JP2007309930A (ja) * | 2006-05-15 | 2007-11-29 | Siemens Ag | Ｘ線検出器およびｘ線検出器の作動方法 |
| US7626172B2 (en) | 2007-06-15 | 2009-12-01 | Hitachi, Ltd. | Nuclear medical diagnosis apparatus |
| JP2017509945A (ja) * | 2014-01-10 | 2017-04-06 | イマビオテクＩｍａｂｉｏｔｅｃｈ | 分子イメージングデータを処理する方法及び対応するデータサーバ |
-
1993
- 1993-10-31 JP JP29615993A patent/JPH07128450A/ja active Pending
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2007212242A (ja) * | 2006-02-08 | 2007-08-23 | Toshiba Corp | 核医学装置 |
| JP2007309930A (ja) * | 2006-05-15 | 2007-11-29 | Siemens Ag | Ｘ線検出器およびｘ線検出器の作動方法 |
| US7626172B2 (en) | 2007-06-15 | 2009-12-01 | Hitachi, Ltd. | Nuclear medical diagnosis apparatus |
| JP2017509945A (ja) * | 2014-01-10 | 2017-04-06 | イマビオテクＩｍａｂｉｏｔｅｃｈ | 分子イメージングデータを処理する方法及び対応するデータサーバ |
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