JPH09318750A

JPH09318750A - Ｓｐｅｃｔの吸収補正方法

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Publication number: JPH09318750A
Application number: JP16073696A
Authority: JP
Inventors: Toshio Kasuga; 敏夫春日; Yoshihiko Kumazawa; 良彦熊澤; Hiroshi Tajima; 廣巳田島
Original assignee: Shimadzu Corp
Current assignee: Shimadzu Corp
Priority date: 1996-05-31
Filing date: 1996-05-31
Publication date: 1997-12-12
Anticipated expiration: 2016-05-31
Also published as: JP3763165B2

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、画像再構成装置３０においてそれぞ
れのエネルギーごとの画像を得る。補正回路３１は、画
素値のこれら画像間の比Ｒに定数の因子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、こ
れを、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。

Description

【発明の詳細な説明】

【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Ｒ
Ｉ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、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。

【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
定数の因子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。

【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。

【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。

【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ＳＰＥＣ
Ｔ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。

【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

【特許請求の範囲】

【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
像間の比に定数の因子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。