JPH09251077A - Ｓｐｅｃｔの吸収補正方法 - Google Patents
Ｓｐｅｃｔの吸収補正方法Info
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- JPH09251077A JPH09251077A JP8743396A JP8743396A JPH09251077A JP H09251077 A JPH09251077 A JP H09251077A JP 8743396 A JP8743396 A JP 8743396A JP 8743396 A JP8743396 A JP 8743396A JP H09251077 A JPH09251077 A JP H09251077A
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 周囲が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。 【解決手段】 被検体１０中の核種から放出される放射
線のエネルギーをエネルギー分析器２６で分析し、２つ
のエネルギーピークの各々に関して、２つのデータ収集
メモリ２８、２９の各々で検出位置Ｘ，Ｙごとにカウン
トデータを収集し、補正回路３０において、各検出位置
ごとのカウントデータについて、各エネルギーに関する
カウントデータの比Ｒに定数の因子αをべき乗演算する
ことによって各検出位置ごとの吸収補正係数を求め、こ
れを、対応する検出位置の一方のエネルギーに関するカ
ウントデータに乗算して該カウントデータの吸収補正を
行なう。
比較的高い精度で吸収補正を行なう。 【解決手段】 被検体１０中の核種から放出される放射
線のエネルギーをエネルギー分析器２６で分析し、２つ
のエネルギーピークの各々に関して、２つのデータ収集
メモリ２８、２９の各々で検出位置Ｘ，Ｙごとにカウン
トデータを収集し、補正回路３０において、各検出位置
ごとのカウントデータについて、各エネルギーに関する
カウントデータの比Ｒに定数の因子αをべき乗演算する
ことによって各検出位置ごとの吸収補正係数を求め、こ
れを、対応する検出位置の一方のエネルギーに関するカ
ウントデータに乗算して該カウントデータの吸収補正を
行なう。
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。
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、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。
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、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。
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。
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、Ｓｏｒｅｎｓｏ
ｎ法( Sorenson J.A. : Methods for quantitative mea
surement of radioactivity in whole body counting.
Instrumentation in Nuclear Medicine, eds. Hine G.
J. and Sorenson J.A.,Vol.2, pp.311-348, Academic P
ress, New York, 1974 )、Ｃｈａｎｇ法( Chang L.T. :
A method for attenuation correction in radionucli
de computed tomography. IEEE Trans. Nucl. Sci. NS-
25 : 635-643, 1978 )、ＷＢＰ( weighted back projec
tion )法、ＲＰＣ( radial post-correction method )
法( Tanaka E., Toyama H. and Murayama H. : Convolu
tional image reconstruction forquantitative single
photon emission computed tomography. Phys. Med. B
iol. 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。
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、Ｓｏｒｅｎｓｏ
ｎ法( Sorenson J.A. : Methods for quantitative mea
surement of radioactivity in whole body counting.
Instrumentation in Nuclear Medicine, eds. Hine G.
J. and Sorenson J.A.,Vol.2, pp.311-348, Academic P
ress, New York, 1974 )、Ｃｈａｎｇ法( Chang L.T. :
A method for attenuation correction in radionucli
de computed tomography. IEEE Trans. Nucl. Sci. NS-
25 : 635-643, 1978 )、ＷＢＰ( weighted back projec
tion )法、ＲＰＣ( radial post-correction method )
法( Tanaka E., Toyama H. and Murayama H. : Convolu
tional image reconstruction forquantitative single
photon emission computed tomography. Phys. Med. B
iol. 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。
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。
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。
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。
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、検出位置ごとのカウントデータを各エネルギーピー
クごとに収集し、各検出位置ごとのカウントデータにつ
いて、各エネルギーに関するカウントデータの比に定数
の因子をべき乗演算することによって各検出位置ごとの
吸収補正係数を求め、該吸収補正係数を、対応する検出
位置の一方のエネルギーに関するカウントデータに乗算
して該カウントデータの吸収補正を行なうことが特徴と
なっている。
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、検出位置ごとのカウントデータを各エネルギーピー
クごとに収集し、各検出位置ごとのカウントデータにつ
いて、各エネルギーに関するカウントデータの比に定数
の因子をべき乗演算することによって各検出位置ごとの
吸収補正係数を求め、該吸収補正係数を、対応する検出
位置の一方のエネルギーに関するカウントデータに乗算
して該カウントデータの吸収補正を行なうことが特徴と
なっている。
【００１１】各検出位置ごとのカウントデータの各エネ
ルギーについての比に対する定数の因子のべき乗を考え
ると、その対応する検出位置の一方のエネルギーに関す
るカウントデータの補正係数を導くことができる。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ので、水、筋肉、肺など
であまり異ならない値となる。そのため、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。
ルギーについての比に対する定数の因子のべき乗を考え
ると、その対応する検出位置の一方のエネルギーに関す
るカウントデータの補正係数を導くことができる。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ので、水、筋肉、肺など
であまり異ならない値となる。そのため、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。
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）２
３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２
１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。
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）２
３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２
１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ＰＭＴ２
３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Ｐ
ＭＴ２３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ＰＭＴ２
３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。
いて発光し、その光がライトガイド２２を経てＰＭＴ２
３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Ｐ
ＭＴ２３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ＰＭＴ２
３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。
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。
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】補正回路３０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２
８、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。
モリ２８、２９に収集されたデータを用いてメモリ２
８、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。
【００１８】７０ｋｅＶについての２次元投影データの
各画素のデータ（測定カウント値）をＮLとすると、つ
ぎの式（１）により補正後のデータ（放出カウント値）
ＮL0を得る。 ＮL0＝ＮL・Ｒa （１） ここで、Ｒは各画素ごとにつぎの式（２）で求められ
る。 Ｒ＝（ＮH／ｋ）／ＮL （２） ＮHは、高エネルギー側つまり１６７ｋｅＶについての
２次元投影データの各画素のデータ（測定カウント値）
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。
各画素のデータ（測定カウント値）をＮLとすると、つ
ぎの式（１）により補正後のデータ（放出カウント値）
ＮL0を得る。 ＮL0＝ＮL・Ｒa （１） ここで、Ｒは各画素ごとにつぎの式（２）で求められ
る。 Ｒ＝（ＮH／ｋ）／ＮL （２） ＮHは、高エネルギー側つまり１６７ｋｅＶについての
２次元投影データの各画素のデータ（測定カウント値）
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。
【００１９】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。
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。
【００２０】そこで、ａを２≦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測定カウント値ＮHと低エネルギ
ー側測定カウント値ＮLとの比Ｒにａをべき乗して求め
た補正係数Ｒa を、上記（１）式のように低エネルギ
ー側測定カウント値ＮLに乗じて補正後のデータを得
る。この補正後のデータは画像再構成装置３１に送ら
れ、再構成しようとするスライス面のデータのみを用い
て逆投影などの処理を行なうことによりそのスライス面
での核種の分布像が再構成される。
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測定カウント値ＮHと低エネルギ
ー側測定カウント値ＮLとの比Ｒにａをべき乗して求め
た補正係数Ｒa を、上記（１）式のように低エネルギ
ー側測定カウント値ＮLに乗じて補正後のデータを得
る。この補正後のデータは画像再構成装置３１に送ら
れ、再構成しようとするスライス面のデータのみを用い
て逆投影などの処理を行なうことによりそのスライス面
での核種の分布像が再構成される。
【００２１】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ＮH0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ＮL、高エネルギー側につ
きＮHがそれぞれ測定されたとすると、つぎの関係が成
り立つ。 ＮL＝ＮL0・ｅ-mL・x （４） ＮH＝ＮH0・ｅ-mH・x （５） そのため、ＮLを補正してＮL0を得るには、 ＮL0＝ＮL・ｅmL・x （６） の演算を行なえばよい。
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ＮH0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ＮL、高エネルギー側につ
きＮHがそれぞれ測定されたとすると、つぎの関係が成
り立つ。 ＮL＝ＮL0・ｅ-mL・x （４） ＮH＝ＮH0・ｅ-mH・x （５） そのため、ＮLを補正してＮL0を得るには、 ＮL0＝ＮL・ｅmL・x （６） の演算を行なえばよい。
【００２２】一方、ＮL0とＮH0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。 ＮH0＝ｋ・ＮL0 （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＝（ＮH／ｋ）／ＮL＝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、 Ｒa＝ｅa・(mL-mH)・x （９） であり、ａは（３）式の通りであるから、結局 Ｒa＝ｅmL・x （１０） となる。つまり、（６）式における吸収補正係数ｅmL・x
は、Ｒaとなる。
ことは、つぎの式のように表わされる。 ＮH0＝ｋ・ＮL0 （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＝（ＮH／ｋ）／ＮL＝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、 Ｒa＝ｅa・(mL-mH)・x （９） であり、ａは（３）式の通りであるから、結局 Ｒa＝ｅmL・x （１０） となる。つまり、（６）式における吸収補正係数ｅmL・x
は、Ｒaとなる。
【００２３】このようにして吸収補正することの効果を
コンピュータシュミレーションで確認したところ、非常
に良好な結果が得られることが分かった。これは、上記
の表に示すように、水や筋肉と比べて肺や骨は吸収係数
がかなり異なっているが、因子ａについては肺も水や筋
肉とほとんど同じ値になるため、同じ値の因子ａを用い
ても、水、筋肉、肺について高い精度で吸収補正ができ
ることによる。骨についてはａの値が小さいため水のａ
値で吸収補正すると骨の部分がやや過補正となるが、全
体として、従来の均一補正法のどれよりも格段に補正精
度が向上することが確認できた。
コンピュータシュミレーションで確認したところ、非常
に良好な結果が得られることが分かった。これは、上記
の表に示すように、水や筋肉と比べて肺や骨は吸収係数
がかなり異なっているが、因子ａについては肺も水や筋
肉とほとんど同じ値になるため、同じ値の因子ａを用い
ても、水、筋肉、肺について高い精度で吸収補正ができ
ることによる。骨についてはａの値が小さいため水のａ
値で吸収補正すると骨の部分がやや過補正となるが、全
体として、従来の均一補正法のどれよりも格段に補正精
度が向上することが確認できた。
【００２４】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ＳＰＥＣ
Ｔ装置にも同様に適用できることはもちろんである。
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ＳＰＥＣ
Ｔ装置にも同様に適用できることはもちろんである。
【００２５】
【発明の効果】以上説明したように、この発明のＳＰＥ
ＣＴ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。
ＣＴ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。
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 補正回路 ３１ 画像再構成装置 ４１ 線源 ４２ 吸収体
Claims (1)
- 【請求項１】 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、検出位置ごとのカウントデータを各エネル
ギーピークごとに収集し、各検出位置ごとのカウントデ
ータについて、各エネルギーに関するカウントデータの
比に定数の因子をべき乗演算することによって各検出位
置ごとの吸収補正係数を求め、該吸収補正係数を、対応
する検出位置の一方のエネルギーに関するカウントデー
タに乗算して該カウントデータ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。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP8743396A JP3763159B2 (ja) | 1996-03-15 | 1996-03-15 | Ｓｐｅｃｔの吸収補正方法 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP8743396A JP3763159B2 (ja) | 1996-03-15 | 1996-03-15 | Ｓｐｅｃｔの吸収補正方法 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH09251077A true JPH09251077A (ja) | 1997-09-22 |
| JP3763159B2 JP3763159B2 (ja) | 2006-04-05 |
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ID=13914743
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP8743396A Expired - Fee Related JP3763159B2 (ja) | 1996-03-15 | 1996-03-15 | Ｓｐｅｃｔの吸収補正方法 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3763159B2 (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2007333512A (ja) * | 2006-06-14 | 2007-12-27 | Shimadzu Corp | 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 |
-
1996
- 1996-03-15 JP JP8743396A patent/JP3763159B2/ja not_active Expired - Fee Related
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2007333512A (ja) * | 2006-06-14 | 2007-12-27 | Shimadzu Corp | 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 |
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| Publication number | Publication date |
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| JP3763159B2 (ja) | 2006-04-05 |
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