JPH07301674A - Nuclear medical imaging device correcting method - Google Patents
Nuclear medical imaging device correcting methodInfo
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- JPH07301674A JPH07301674A JP6114766A JP11476694A JPH07301674A JP H07301674 A JPH07301674 A JP H07301674A JP 6114766 A JP6114766 A JP 6114766A JP 11476694 A JP11476694 A JP 11476694A JP H07301674 A JPH07301674 A JP H07301674A
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Abstract
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 Photon Emission C
omputed Tomograph）装置などの核医学イメージング装
置において２核種の画像データを同時収集する場合の補
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 scintillation camera and a SPECT (Single Photon Emission C) constructed by using such a camera.
The present invention relates to a correction method in the case of simultaneously collecting image data of two nuclides in a nuclear medicine imaging device such as an omputed tomograph) 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。この核医学イメージング装置において、２つの核種
のＲＩを被検体に与えて２核種の画像データを同時に収
集することがある。たとえば、201Ｔｌと123Ｉ（あるい
は99mＴｃ）とによる２核種の画像データを同時収集し
て診断に役立てる。201ＴｌＣｌは心筋血流を反映する
ことが知られている。また、123Ｉ−ＢＭＩＰＰは心筋
の脂肪酸代謝を反映し、123Ｉ−ＭＩＢＧは心筋の神経
機能を反映し、99mＴｃ−ＰＹＰは心筋梗塞部に集積す
ることがそれぞれ知られている。そこで、これらの画像
データの同時収集により心筋血流画像と心筋脂肪代謝画
像（あるいは神経機能画像、心筋梗塞部の画像）とが同
時に得られるので、医学的な診断に役立つこと大であ
る。2. Description of the Related Art A nuclear medicine imaging apparatus detects emission radiation emitted from the inside of the body when the RI (radioisotope) is administered to a subject and accumulated in a specific organ or the like to obtain emission data. It collects and obtains an image. In this nuclear medicine imaging apparatus, RI of two nuclides may be given to a subject to simultaneously collect image data of the two nuclides. For example, the image data of two nuclides of 201 Tl and 123 I (or 99m Tc) are simultaneously collected to be useful for diagnosis. 201 TlCl is known to reflect myocardial blood flow. It is also known that 123 I-BMIPP reflects myocardial fatty acid metabolism, 123 I-MIBG reflects myocardial nerve function, and 99m Tc-PYP accumulates in myocardial infarction. Therefore, by simultaneously collecting these image data, a myocardial blood flow image and a myocardial fat metabolism image (or a nerve function image or a myocardial infarction image) can be obtained at the same time, which is very useful for medical diagnosis.
【０００３】ところで、このように２核種同時収集する
場合、それぞれの核種間でのクロストークを補正する必
要がある。これについて、中嶋憲一、他「201Ｔｌと123
Ｉによる２核種同時収集の限界」核医学、２６巻９号、
ページ１２２３−１２２６（１９８９）には、エネルギ
ーウインドウを２箇所設定してデータを収集し、一方の
データに対して所定の係数を乗じた後これを他方のデー
タから差し引くことにより、２核種クロストーク補正を
行なう通常の方法が記載されている。また、畠山六郎
「Tripple-energy windowを用いたcross talk補正に関
する検討」核医学技術、vol.12、No.１、ページ２０−
２８（１９９２）には、２核種のそれぞれの光電ピーク
に対応して２つのエネルギーウインドウを設定してそれ
ぞれ画像データを収集するとともに、それ以外にも１つ
のエネルギーウインドウを設定して画像データを収集
し、このデータで前２者のデータを補正することが記載
されている。By the way, in the case of collecting two nuclides simultaneously as described above, it is necessary to correct the crosstalk between the respective nuclides. Regarding this, Kenichi Nakajima et al. “ 201 Tl and 123
Limitation of simultaneous collection of two nuclides by I ", Nuclear Medicine, Vol. 26, No. 9,
On page 1223-1226 (1989), two nuclide crosstalks are obtained by setting two energy windows, collecting data, multiplying one data by a predetermined coefficient, and then subtracting this from the other data. The usual methods of making the corrections are described. Also, Rokuro Hatakeyama “Study on cross talk correction using Tripple-energy window” Nuclear Medicine Technology, vol.12, No.1, page 20-
In 28 (1992), two energy windows are set corresponding to each photopeak of two nuclides to collect image data, respectively, and one energy window is set to collect image data. However, it is described that the former two data are corrected with this data.
【０００４】[0004]
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、エネル
ギーウインドウを２箇所設定して画像データを収集し、
通常の２核種クロストーク補正を行なう方法では、上記
の文献でも指摘されているように、低エネルギー核種の
画像データに含まれている高エネルギー核種のガンマ線
の散乱線データを、高エネルギー核種の画像データを用
いて取り除くことは困難である。つまり、高エネルギー
核種から発生したガンマ線がコンプトン散乱を生じると
き線源が周囲に拡散するのに対し、高エネルギー側のウ
インドウで収集した画像データはこのように位置的に拡
散した線源から得られたものではない。高エネルギー核
種のコンプトン散乱による画像データは、高エネルギー
核種自体の画像データとの位置的な関連が薄い。そのた
め、高エネルギー側のウインドウで収集した画像データ
をそのまま用いてこれに所定の係数を乗じたものを低エ
ネルギー側のウインドウで収集した画像データから差し
引いても、低エネルギー核種についての画像データに及
ぼした高エネルギー核種のコンプトン散乱の影響を有効
に除去できないからである。However, image data is collected by setting two energy windows,
In the normal method of performing crosstalk correction of two nuclides, gamma ray scattered data of high energy nuclides included in image data of low energy nuclides is used as an image of high energy nuclides, as pointed out in the above-mentioned literature. It is difficult to remove using data. In other words, when gamma rays generated from high-energy nuclides diffuse Compton scattering, the source diffuses to the surroundings, whereas the image data collected in the high-energy side window is obtained from such a spatially diffused source. Not a thing. Image data obtained by Compton scattering of high-energy nuclides has little positional relation with the image data of high-energy nuclides themselves. Therefore, even if the image data collected in the high-energy side window is used as it is and the product obtained by multiplying this by a predetermined coefficient is subtracted from the image data collected in the low-energy side window, it will affect the image data of low-energy nuclides. This is because the effect of Compton scattering of high energy nuclides cannot be removed effectively.
【０００５】また、２核種のそれぞれの光電ピークに対
応して２つのエネルギーウインドウを設定してそれぞれ
画像データを収集するとともに、それ以外にも１つのエ
ネルギーウインドウを設定して画像データを収集して
も、この最後の画像データを前２者の画像データから差
し引くだけでは、高エネルギー核種についての画像デー
タを有効に補正することはできず、高エネルギー核種に
ついての画像はあまり改善されない、という問題があ
る。Further, two energy windows are set corresponding to the respective photopeaks of the two nuclides to collect the image data, respectively, and one energy window is set to the other and the image data is collected. However, there is a problem in that the image data for high-energy nuclides cannot be effectively corrected and the image for high-energy nuclides is not so improved simply by subtracting the last image data from the former two image data. is there.
【０００６】この発明は、上記に鑑み、簡単な補正手順
により、２核種の各画像を改善することができ、画像デ
ータの定量性も向上させることができる、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 provides a correction method for a nuclear medicine imaging apparatus capable of improving each image of two nuclides and improving the quantitativeness of image data by a simple correction procedure. The purpose is to do.
【０００７】[0007]
【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、低エネルギー側から高エネルギー側へと第
１、第２、第３のエネルギーウインドウを設定し、第
１、第３のエネルギーウインドウは低エネルギー核種お
よび高エネルギー核種のそれぞれの光電ピークに対応さ
せるとともに第２のエネルギーウインドウは第１のエネ
ルギーウインドウの実質的な近傍とし、これら第１、第
２、第３のエネルギーウインドウのそれぞれに入る事象
を検出して第１、第２、第３の画像データを各々収集
し、第２の画像データに所定の散乱線補正係数を乗じた
画像データを、第１の画像データから差し引くことによ
り、第１の画像データを補正し、この補正後の第１の画
像データに所定のクロストーク率を乗じた画像データ
を、第３の画像データから差し引くことにより第３の画
像データを補正することが特徴となっている。In order to achieve the above object, in the correction method of the nuclear medicine imaging apparatus according to the present invention, the first, second and third energy windows are changed from the low energy side to the high energy side. And the first and third energy windows correspond to the photopeaks of the low-energy nuclide and the high-energy nuclide, respectively, and the second energy window is substantially in the vicinity of the first energy window. , The second and the third energy windows are detected, the first, the second and the third image data are collected, and the second image data is multiplied by a predetermined scattered radiation correction coefficient. The first image data is corrected by subtracting the data from the first image data, and the corrected first image data has a predetermined black color. The image data obtained by multiplying the crosstalk ratio, by subtracting from the third image data to correct the third image data has a feature.
【０００８】ここで、上記の第１、第２、第３の画像デ
ータは、補正前にフィルター処理するようにしてもよ
い。Here, the above-mentioned first, second and third image data may be filtered before correction.
【０００９】また、上記の第２の画像データのみを補正
に用いる前にフィルター処理し、第１、第３の画像デー
タについては補正後にフィルター処理するようにしても
よい。Further, only the second image data may be filtered before being used for correction, and the first and third image data may be filtered after being corrected.
【００１０】さらに、上記の第１、第２、第３の画像デ
ータを、各角度方向から収集し、各角度方向からの第
１、第２、第３の画像データを第１、第２、第３の投影
データとして用い、これら各角度方向からの第１、第
２、第３の投影データを用いて第１、第３の投影データ
についての上記の補正を行い、この補正後の第１、第３
の投影データを用いて画像再構成して２核種についての
ＳＰＥＣＴ画像を得るようにしてもよい。Further, the above-mentioned first, second and third image data are collected from each angular direction, and the first, second and third image data from each angular direction are first, second and third. It is used as the third projection data, the above-mentioned correction is performed on the first and third projection data by using the first, second, and third projection data from each of these angular directions, and the first after the correction is performed. , Third
The image may be reconstructed using the projection data of 1 to obtain the SPECT image for the two nuclides.
【００１１】[0011]
【作用】第２の画像データは、第１のエネルギーウイン
ドウよりも高エネルギー側でこれの実質的な近傍に設定
された第２のエネルギーウインドウに関して収集された
ものであるから、低エネルギーの核種についてのデータ
は含まれていず、しかも、これらよりも高エネルギー側
の放射線による散乱線の影響を第１の画像データと同じ
ように受けている。そこで、第２の画像データに所定の
散乱線補正係数を乗じた画像データを、第１の画像デー
タから差し引けば、第１の画像データに含まれる散乱線
の影響を除くことができる。一方、第３の画像データに
は、高エネルギーの核種についてのデータとそれ以外の
データが含まれており、このそれ以外のデータと言うの
は、低エネルギー核種から発生した、その光電ピークに
対応するエネルギー以外のエネルギーの放射線によるも
の（低エネルギー核種から高エネルギー核種についての
画像データへのクロストークデータ）である。したがっ
て、主にコンプトン散乱線データである第２の画像デー
タを、第１の画像データから差し引いてもこのクロスト
ークデータの補正はできない。このクロストークデータ
は、上記のようにして散乱線の影響の除去された第１の
画像データそのものを、第３の画像データから差し引く
ことにより有効に除去できる。Since the second image data is collected with respect to the second energy window which is set on the high energy side of the first energy window and substantially in the vicinity thereof, the low energy nuclide is obtained. Data is not included, and moreover, the influence of scattered rays due to radiation on the higher energy side than these is received in the same manner as the first image data. Therefore, the influence of scattered rays contained in the first image data can be removed by subtracting the image data obtained by multiplying the second image data by a predetermined scattered ray correction coefficient from the first image data. On the other hand, the third image data contains data on high-energy nuclides and other data. The other data correspond to the photopeaks generated from low-energy nuclides. This is due to the radiation of energy other than the energy to generate (crosstalk data from low energy nuclides to image data of high energy nuclides). Therefore, even if the second image data, which is mainly Compton scattered ray data, is subtracted from the first image data, this crosstalk data cannot be corrected. This crosstalk data can be effectively removed by subtracting the first image data itself from which the influence of scattered radiation has been removed as described above from the third image data.
【００１２】第１、第２、第３の画像データをフィルタ
ー処理すれば、これらの画像データに含まれている統計
誤差が低減できる。By filtering the first, second and third image data, the statistical error contained in these image data can be reduced.
【００１３】とくに、第２の画像データは散乱線の成分
のみからなるので、補正に用いる前にフィルター処理し
て統計誤差を低減させておけば、第１、第３の画像デー
タの補正効果が大きい。In particular, since the second image data is composed only of scattered ray components, if the statistical error is reduced by filtering before use for correction, the correction effect of the first and third image data will be obtained. large.
【００１４】２核種のＳＰＥＣＴ画像を得る場合には上
記の第１、第２、第３の画像データを、各角度方向から
収集し、各角度方向からの第１、第２、第３の画像デー
タを第１、第２、第３の投影データとして用いることに
なるが、その場合、これら各角度方向からの第１、第
２、第３の投影データを用いて第１、第３の投影データ
についての上記の補正を行い、この補正後の第１、第３
の投影データを用いて画像再構成すれば、２核種につい
ての再構成画像の画質を向上させることができるととも
に定量性を高めることができる。When obtaining SPECT images of two nuclides, the above-mentioned first, second, and third image data are collected from each angular direction, and the first, second, and third images from each angular direction are collected. The data will be used as the first, second and third projection data. In that case, the first, second and third projection data from these respective angle directions are used to perform the first and third projection data. The above correction of the data is performed, and the first and third corrections after the correction are performed.
If the image is reconstructed using the projection data of 1, the image quality of the reconstructed image of the two nuclides can be improved and the quantitativeness can be improved.
【００１５】[0015]
【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。図１において、被
検体１０には２核種のＲＩが投与されており、被検体１
０の内部の各組織に集積したこれらＲＩからの放射線が
シンチレーションカメラ１１によって入射するように、
被検体１０に対してシンチレーションカメラ１１が配置
される。このシンチレーションカメラ１１に放射線が入
射すると、その事象ごとに２次元の入射位置を表わす位
置信号Ｘ，Ｙと、その入射放射線のエネルギーに対応す
る波高を有するパルスよりなるエネルギー信号Ｚと、事
象が生じたことを表わすアンブランク信号とがインター
フェイス回路１２を経て出力される。DETAILED DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENT A preferred embodiment of the present invention will now be described in detail with reference to the drawings. In FIG. 1, the subject 10 is administered with RI of two nuclides,
The radiation from these RI accumulated in each tissue inside 0 is made incident by the scintillation camera 11.
A scintillation camera 11 is arranged for the subject 10. When radiation is incident on the scintillation camera 11, position signals X and Y representing a two-dimensional incident position for each event, an energy signal Z having a pulse having a wave height corresponding to the energy of the incident radiation, and an event occur. An unblank signal indicating the fact is output through the interface circuit 12.
【００１６】エネルギー信号Ｚはエネルギーアナライザ
１３に入力され、そのパルス波高が弁別される。このエ
ネルギーアナライザ１３では、図２に示すように、エネ
ルギーの低い方から高い方に順に、３つのエネルギーウ
インドウＷ１，Ｗ２，Ｗ３が設定されており、入力され
たエネルギー信号Ｚの波高がこの３つのエネルギーウイ
ンドウのどれかに入るものであるとすると、そのどれに
入ったかが判別され、どれに入ったかを識別する信号が
データ収集装置１４に出力される。The energy signal Z is input to the energy analyzer 13 and its pulse height is discriminated. In this energy analyzer 13, as shown in FIG. 2, three energy windows W1, W2 and W3 are set in order from the lower energy to the higher energy, and the wave height of the input energy signal Z is the three. If it is in any of the energy windows, it is determined which one of them is entered, and a signal for identifying which is entered is output to the data acquisition device 14.
【００１７】上記の被検体１０に投与する２核種のＲＩ
としては、たとえば、201Ｔｌと99mＴｃとの組み合わ
せ、あるいは201Ｔｌと123Ｉとの組み合わせを用いる。
201Ｔｌは７０ｋｅＶ付近で光電ピークを有する蛍光Ｘ
線を発生し、99mＴｃは１４０ｋｅＶ付近で光電ピーク
を有するガンマ線を発生し、123Ｉは１５９ｋｅＶ付近
で光電ピークを有するガンマ線を発生する。そこで、前
者の組み合わせの場合、低い方のエネルギーウインドウ
Ｗ１は低エネルギー側の核種の光電ピークである７０ｋ
ｅＶ付近の１５％ほどに、２番目のエネルギーウインド
ウＷ２はウインドウＷ１に対して高エネルギー側に隣接
した９０ｋｅＶ付近の１０％ほどに、３番目のエネルギ
ーウインドウＷ３は高エネルギー側の核種の光電ピーク
である１４０ｋｅＶ付近の１５％ほどに、それぞれ設定
する。後者の組み合わせの場合は、ウインドウＷ１は７
０ｋｅＶ付近の１５％ほどに、ウインドウＷ２は９０ｋ
ｅＶ付近の１０％ほどに、ウインドウＷ３は高エネルギ
ー側の核種の光電ピークである１５９ｋｅＶ付近の１５
％ほどに、それぞれ設定する。RI of two nuclides to be administered to the subject 10
For example, a combination of 201 Tl and 99m Tc or a combination of 201 Tl and 123 I is used.
201 Tl is fluorescent X having a photoelectric peak near 70 keV
The 99m Tc emits a gamma ray having a photoelectric peak near 140 keV, and the 123 I emits a gamma ray having a photoelectric peak near 159 keV. Therefore, in the case of the former combination, the lower energy window W1 is 70 k, which is the photopeak of the nuclide on the low energy side.
About 15% near eV, the second energy window W2 is about 10% near 90 keV adjacent to the window W1 on the high energy side, and the third energy window W3 is the photoelectric peak of the nuclide on the high energy side. Each is set to about 15% around a certain 140 keV. In the case of the latter combination, the window W1 is 7
About 15% near 0 keV, window W2 is 90 k
At about 10% near eV, the window W3 is 15 near 159 keV, which is the photopeak of the nuclide on the high energy side.
Set each to about%.
【００１８】データ収集装置１４には、位置信号Ｘ，Ｙ
がインターフェイス回路１２を経て送られてきており、
上記の３つのエネルギーウインドウＷ１，Ｗ２，Ｗ３の
それぞれに入る波高を持つエネルギー信号Ｚを生じる事
象が、位置ごとにカウントされる。これにより、データ
収集装置１４においては、エネルギーウインドウＷ１に
関する位置（ｘ，ｙ）ごとのカウント値つまり画像デー
タＣ１（ｘ，ｙ）と、エネルギーウインドウＷ２に関す
る位置（ｘ，ｙ）ごとのカウント値つまり画像データＣ
２（ｘ，ｙ）と、エネルギーウインドウＷ３に関する位
置（ｘ，ｙ）ごとのカウント値つまり画像データＣ３
（ｘ，ｙ）とが収集されることになる。The data collecting device 14 includes position signals X and Y.
Is sent via the interface circuit 12,
The events that result in an energy signal Z with a wave height falling into each of the above three energy windows W1, W2, W3 are counted for each position. Thereby, in the data collection device 14, the count value for each position (x, y) regarding the energy window W1, that is, the image data C1 (x, y) and the count value for each position (x, y) regarding the energy window W2, that is, Image data C
2 (x, y) and the count value for each position (x, y) related to the energy window W3, that is, the image data C3
(X, y) will be collected.
【００１９】このような原画像データＣ１（ｘ，ｙ）、
Ｃ２（ｘ，ｙ）、Ｃ３（ｘ，ｙ）は補正演算装置１５に
送られ、まずこれらの各々についてプレフィルター処理
が行なわれる。このプレフィルター処理後の各画像デー
タを、Ｃ１ｆ（ｘ，ｙ）、Ｃ２ｆ（ｘ，ｙ）、Ｃ３ｆ
（ｘ，ｙ）と表現する。ここで、プレフィルター処理は
２次元の画像フィルター処理によって統計雑音を低減さ
せるものであり、原画像データＣ１（ｘ，ｙ）、Ｃ３
（ｘ，ｙ）については、メッツフィルターまたはローパ
スフィルターなどを使用し、原画像データＣ２（ｘ，
ｙ）については、散乱線成分のみでカウントが少ないた
め、とくにカットオフ周波数を０．１サイクル／ピクセ
ル程度に低くしたローパスフィルターを使用して画像の
スムージングを行なう。Such original image data C1 (x, y),
C2 (x, y) and C3 (x, y) are sent to the correction arithmetic unit 15, and pre-filtering is performed for each of them. The respective image data after this pre-filtering are C1f (x, y), C2f (x, y), C3f
Expressed as (x, y). Here, the pre-filter process is for reducing statistical noise by a two-dimensional image filter process, and the original image data C1 (x, y), C3
For (x, y), a Mets filter or a low-pass filter is used, and the original image data C2 (x, y
With regard to y), since the count is small with only scattered ray components, the image is smoothed using a low-pass filter having a cutoff frequency lowered to about 0.1 cycle / pixel.
【００２０】このようなプレフィルター処理の後、補正
操作の第１ステップとして、低エネルギー側核種の画像
データから散乱線を除去する補正をつぎのように行な
う。 Ｃ１ｆｃ（ｘ，ｙ）＝Ｃ１ｆ（ｘ，ｙ）−｛Ｃ２ｆ
（ｘ，ｙ）×ｋ｝ ここで、ｋは散乱線補正係数であり、上記の演算によ
り、補正後のカウント値Ｃ１ｆｃ（ｘ，ｙ）が位置
（ｘ，ｙ）ごとに得られる。After such pre-filtering, as the first step of the correction operation, correction for removing scattered rays from the image data of the low energy side nuclide is performed as follows. C1fc (x, y) = C1f (x, y)-{C2f
(X, y) × k} Here, k is a scattered radiation correction coefficient, and the corrected count value C1fc (x, y) is obtained for each position (x, y) by the above calculation.
【００２１】低エネルギー側のウインドウＷ１に関して
収集したカウント値Ｃ１（ｘ，ｙ）は、高エネルギー側
核種からの放射線の散乱線成分をも含んでいるが、この
高エネルギー側核種からの放射線の散乱線成分は、ウイ
ンドウＷ１に隣接しているウインドウＷ２でもウインド
ウＷ１と同様にカウントされているはずである。そし
て、ウインドウＷ２は低エネルギー側核種の光電ピーク
をはずれるように設定されているため、ウインドウＷ２
でのカウント値Ｃ２（ｘ，ｙ）は上記の散乱線成分のみ
と考えられる。そこで、上記のようにＣ２ｆ（ｘ，ｙ）
に散乱線補正係数ｋを乗じたものを、Ｃ１ｆ（ｘ，ｙ）
から差し引けば、低エネルギー側のウインドウＷ１に関
して収集したカウント値Ｃ１（ｘ，ｙ）から散乱線成分
の影響を取り除いたカウント値Ｃ１ｆｃ（ｘ，ｙ）が得
られることになる。The count value C1 (x, y) collected with respect to the window W1 on the low energy side also includes the scattered ray component of the radiation from the high energy side nuclide, but the radiation from this high energy side nuclide is scattered. The line component should be counted in the window W2 adjacent to the window W1 as in the window W1. Since the window W2 is set so as to deviate from the photopeak of the low energy side nuclide, the window W2
It is considered that the count value C2 (x, y) at is only the above-mentioned scattered ray component. Therefore, as described above, C2f (x, y)
C1f (x, y) multiplied by the scattered radiation correction coefficient k
Subtracting from the above, the count value C1fc (x, y) obtained by removing the influence of the scattered ray component from the count value C1 (x, y) collected for the window W1 on the low energy side is obtained.
【００２２】補正操作の第２ステップとして、高エネル
ギー側の核種の画像データからクロストーク成分を除去
する補正演算をつぎのようにして行なう。 Ｃ３ｆｃ（ｘ，ｙ）＝Ｃ３ｆ（ｘ，ｙ）−｛Ｃ１ｆｃ
（ｘ，ｙ）×ｈ｝ ここで、ｈは低エネルギー側核種から高エネルギー側核
種のデータに対するクロストーク率を表わす。As the second step of the correction operation, a correction calculation for removing the crosstalk component from the image data of the nuclide on the high energy side is performed as follows. C3fc (x, y) = C3f (x, y)-{C1fc
(X, y) × h} Here, h represents the crosstalk rate for data from the low-energy nuclide to the high-energy nuclide.
【００２３】すなわち、低エネルギー側核種は、その光
電ピーク付近の放射線のみを放出しているわけではな
く、光電ピークよりも高いエネルギー領域でも放射線を
発生している。たとえば、201Ｔｌは７０ｋｅＶ付近で
光電ピークを有する蛍光Ｘ線を発生するが、この他に１
６７ｋｅＶ付近にピークを持つガンマ線を発生する。こ
の後者のガンマ線が放出される割合は、光電ピーク付近
の放出量の１０％以下であるが、この１６７ｋｅＶ付近
のピークの一部が１４０ｋｅＶまたは１５９ｋｅＶ付近
に設定されたエネルギーウインドウＷ３に含まれること
により、このウインドウＷ３に関して収集したカウント
値Ｃ３（ｘ，ｙ）には、この低エネルギー側核種からの
ガンマ線のカウント値が含まれてしまう。このようなク
ロストーク量は低エネルギー側核種の光電ピーク付近で
収集されたカウント値Ｃ１ｆｃ（ｘ，ｙ）に対して一定
割合となっており、これが上記のｈで表わされる。そこ
で、上記のような補正演算を行なうことにより、低エネ
ルギー側核種から高エネルギー側核種のデータに対する
クロストークが除去されたカウント値Ｃ３ｆｃ（ｘ，
ｙ）が得られる。That is, the low-energy nuclide does not emit only the radiation in the vicinity of its photopeak, but it also emits radiation in the energy region higher than the photopeak. For example, 201 Tl emits fluorescent X-rays having a photoelectric peak near 70 keV.
Gamma rays having a peak near 67 keV are generated. The latter gamma ray emission rate is 10% or less of the emission amount near the photoelectric peak, but a part of this peak near 167 keV is included in the energy window W3 set near 140 keV or 159 keV. The count value C3 (x, y) collected for this window W3 includes the count value of gamma rays from this low energy side nuclide. The amount of such crosstalk is a constant ratio with respect to the count value C1fc (x, y) collected in the vicinity of the photopeak of the low energy side nuclide, and this is represented by h above. Therefore, by performing the correction calculation as described above, the count value C3fc (x, where crosstalk for the data of the high-energy nuclide is removed from the low-energy nuclide)
y) is obtained.
【００２４】こうして補正後の低エネルギー側核種につ
いての画像データＣ１ｆｃ（ｘ，ｙ）と高エネルギー側
核種についての画像Ｃ３ｆｃ（ｘ，ｙ）が得られる。未
補正の画像データとしてはＣ１ｆ（ｘ，ｙ）とＣ３ｆ
（ｘ，ｙ）とを使用する。ＳＰＥＣＴ画像を得るには、
これらの画像データを、シンチレーションカメラ１１を
被検体１０に対して回転させることにより各角度方向か
ら得て、これらの画像データから被検体１０の特定の断
層面上の並ぶデータを取り出し、これを投影データとし
て扱い、逆投影することによりその断層面上の各核種の
濃度分布画像を再構成する。Thus, the corrected image data C1fc (x, y) of the low energy side nuclide and the image C3fc (x, y) of the high energy side nuclide are obtained. The uncorrected image data is C1f (x, y) and C3f.
Use (x, y) and. To get a SPECT image,
These image data are obtained from each angle direction by rotating the scintillation camera 11 with respect to the subject 10, and data arranged on a specific tomographic plane of the subject 10 is extracted from these image data and projected. It is treated as data and backprojected to reconstruct the concentration distribution image of each nuclide on the tomographic plane.
【００２５】なお、ウインドウＷ１に関する画像データ
Ｃ１（ｘ，ｙ）とウインドウＷ３に関する画像データＣ
３（ｘ，ｙ）とについては、プレフィルター処理を行な
わないで、ウインドウＷ２に関する画像データＣ２
（ｘ，ｙ）についてのみプレフィルター処理を行なって
から、上記の第１ステップと第２ステップの補正操作を
行ない、その後、補正されたウインドウＷ１に関する画
像データとウインドウＷ３に関する画像データについて
それぞれプレフィルター処理を行なうようにしてもよ
い。また、ＳＰＥＣＴ画像を得る場合以外は、ウインド
ウＷ１に関する画像データＣ１（ｘ，ｙ）とウインドウ
Ｗ３に関する画像データＣ３（ｘ，ｙ）とについては、
かならずしも、プレフィルター処理を行なう必要はな
い。さらにＳＰＥＣＴ画像を得る場合、プレフィルター
処理を行なわず、画像再構成後に３次元ポストフィルタ
ー処理を行なう方法も採用できる。The image data C1 (x, y) relating to the window W1 and the image data C relating to the window W3
3 (x, y) is not subjected to the pre-filtering process and the image data C2 regarding the window W2
After performing the pre-filtering process only on (x, y), the above-described correction operations of the first step and the second step are performed, and thereafter, the pre-filtering is performed on the corrected image data regarding the window W1 and the image data regarding the window W3, respectively. You may make it process. In addition, except when the SPECT image is obtained, the image data C1 (x, y) regarding the window W1 and the image data C3 (x, y) regarding the window W3 are:
It is not always necessary to perform prefiltering. Further, when obtaining a SPECT image, a method of performing three-dimensional post-filtering after image reconstruction without performing pre-filtering can also be adopted.
【００２６】[0026]
【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、
第１ステップと第２ステップという簡単な補正手順によ
り、２核種の各画像を改善することができ、画像データ
の定量性も向上させることができる。As described in the above embodiments, according to the correction method of the nuclear medicine imaging apparatus of the present invention,
Each image of the two nuclides can be improved by the simple correction procedure of the first step and the second step, and the quantitativeness of the image data can also be improved.
【図１】この発明の一実施例のブロック図。FIG. 1 is a block diagram of an 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.
１０ 被検体 １１ シンチレーションカメラ １２ インターフェイス回路 １３ エネルギーアナライザ １４ データ収集装置 １５ 補正演算装置 10 Test Subject 11 Scintillation Camera 12 Interface Circuit 13 Energy Analyzer 14 Data Collection Device 15 Correction Calculation Device
Claims (1)
第１、第２、第３のエネルギーウインドウを設定し、第
１、第３のエネルギーウインドウは低エネルギー核種お
よび高エネルギー核種のそれぞれの光電ピークに対応さ
せるとともに第２のエネルギーウインドウは第１のエネ
ルギーウインドウの実質的な近傍とし、これら第１、第
２、第３のエネルギーウインドウのそれぞれに入る事象
を検出して第１、第２、第３の画像データを各々収集
し、第２の画像データに所定の散乱線補正係数を乗じた
画像データを、第１の画像データから差し引くことによ
り、第１の画像データを補正し、この補正後の第１の画
像データに所定のクロストーク率を乗じた画像データ
を、第３の画像データから差し引くことにより第３の画
像データ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。1. A first energy window, a second energy window, and a third energy window are set from a low energy side to a high energy side, and the first and third energy windows are photoelectric peaks of the low energy nuclide and the high energy nuclide, respectively. And the second energy window is set to be substantially in the vicinity of the first energy window, and an event that enters each of the first, second, and third energy windows is detected to detect the first, second, and third energy windows. The image data of 3 is collected, and the image data obtained by multiplying the second image data by a predetermined scattered radiation correction coefficient is subtracted from the first image data to correct the first image data. To correct the third image data by subtracting the image data obtained by multiplying the first image data by the predetermined crosstalk rate from the third image data. A method for correcting a nuclear medicine imaging apparatus, characterized by:
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| JP11476694A JP3381384B2 (en) | 1994-04-30 | 1994-04-30 | Correction method for nuclear medicine imaging device |
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| JPH07301674A true JPH07301674A (en) | 1995-11-14 |
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| JP (1) | JP3381384B2 (en) |
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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| US9864079B2 (en) | 2015-02-05 | 2018-01-09 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Radiation detection device, radiation detection method, and computer program product |
-
1994
- 1994-04-30 JP JP11476694A patent/JP3381384B2/en not_active Expired - Fee Related
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| JP3381384B2 (en) | 2003-02-24 |
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