JPH11352233A - 核医学診断装置 - Google Patents
核医学診断装置Info
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- JPH11352233A JPH11352233A JP10159201A JP15920198A JPH11352233A JP H11352233 A JPH11352233 A JP H11352233A JP 10159201 A JP10159201 A JP 10159201A JP 15920198 A JP15920198 A JP 15920198A JP H11352233 A JPH11352233 A JP H11352233A
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- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
- G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
- G01T1/16—Measuring radiation intensity
- G01T1/161—Applications in the field of nuclear medicine, e.g. in vivo counting
- G01T1/1615—Applications in the field of nuclear medicine, e.g. in vivo counting using both transmission and emission sources simultaneously
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- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01T—MEASUREMENT OF NUCLEAR OR X-RADIATION
- G01T1/00—Measuring X-radiation, gamma radiation, corpuscular radiation, or cosmic radiation
- G01T1/16—Measuring radiation intensity
- G01T1/161—Applications in the field of nuclear medicine, e.g. in vivo counting
- G01T1/164—Scintigraphy
- G01T1/1641—Static instruments for imaging the distribution of radioactivity in one or two dimensions using one or several scintillating elements; Radio-isotope cameras
- G01T1/1648—Ancillary equipment for scintillation cameras, e.g. reference markers, devices for removing motion artifacts, calibration devices
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- Nuclear Medicine (AREA)
- Measurement Of Radiation (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【課題】画像化のためのガンマ線と吸収係数を計測する
ためのガンマ線とを同時収集する場合に、吸収係数を計
測するためのガンマ線がコリメータ内で起こす光電効果
によるＫ−Ｘ線によって起こる計数値エラーを軽減する
こと。 【解決手段】吸収係数計測のためのＧｄ−１５３からの
ガンマ線が鉛製のコリメータ内で光電効果を起こし、こ
れにより生じるＫ−Ｘ線が、画像化のためのＴｌ−２０
１に対して設定されている６４〜７８ｋｅＶのエネルギ
ーウインドウの計数値に混入する混入量を、Ｇｄ−１５
３に対して設定されている９０〜１１０ｋｅＶのエネル
ギーウインドウの計数値から推定し、この混入量を６４
〜７８ｋｅＶのエネルギーウインドウの計数値から減算
することにより計数値エラーを軽減する。
ためのガンマ線とを同時収集する場合に、吸収係数を計
測するためのガンマ線がコリメータ内で起こす光電効果
によるＫ−Ｘ線によって起こる計数値エラーを軽減する
こと。 【解決手段】吸収係数計測のためのＧｄ−１５３からの
ガンマ線が鉛製のコリメータ内で光電効果を起こし、こ
れにより生じるＫ−Ｘ線が、画像化のためのＴｌ−２０
１に対して設定されている６４〜７８ｋｅＶのエネルギ
ーウインドウの計数値に混入する混入量を、Ｇｄ−１５
３に対して設定されている９０〜１１０ｋｅＶのエネル
ギーウインドウの計数値から推定し、この混入量を６４
〜７８ｋｅＶのエネルギーウインドウの計数値から減算
することにより計数値エラーを軽減する。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、被検体に投与され
た放射性同位元素( 以下ＲＩと略す) から放出されるガ
ンマ線を多方向から計数し、この計数値に基づいて被検
体の断面内におけるＲＩの濃度分布を再構成するいわゆ
るＳＰＥＣＴの可能な核医学診断装置に関する。
た放射性同位元素( 以下ＲＩと略す) から放出されるガ
ンマ線を多方向から計数し、この計数値に基づいて被検
体の断面内におけるＲＩの濃度分布を再構成するいわゆ
るＳＰＥＣＴの可能な核医学診断装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】このようなＳＰＥＣＴの性能には、計数
値データの収集条件の他に、検出感度や検出感度の不均
一性や空間分解能等の検出器系に関わるものと、定量性
に影響を与える体内散乱や体内吸収の不均一性やホワイ
トノイズ等を補正する計算機系に関わるものがある。
値データの収集条件の他に、検出感度や検出感度の不均
一性や空間分解能等の検出器系に関わるものと、定量性
に影響を与える体内散乱や体内吸収の不均一性やホワイ
トノイズ等を補正する計算機系に関わるものがある。
【０００３】このうち体内吸収の不均一性の影響を取り
除く、いわゆる吸収補正を行う方法の中で最も精度の高
い方法として知られているのは、Ｘ線ＣＴのように、検
出器から被検体を挟んで反対側に外部線源を配置し、こ
の外部線源から放出されそして被検体を透過してきたガ
ンマ線の数からいわゆるトランスミッションＣＴ像を再
構成し、このトランスミッションＣＴ像から吸収係数
（減弱係数とも言う）の空間分布（吸収計数マップ）を
求め、この吸収計数マップで濃度分布を補正するという
方法である。
除く、いわゆる吸収補正を行う方法の中で最も精度の高
い方法として知られているのは、Ｘ線ＣＴのように、検
出器から被検体を挟んで反対側に外部線源を配置し、こ
の外部線源から放出されそして被検体を透過してきたガ
ンマ線の数からいわゆるトランスミッションＣＴ像を再
構成し、このトランスミッションＣＴ像から吸収係数
（減弱係数とも言う）の空間分布（吸収計数マップ）を
求め、この吸収計数マップで濃度分布を補正するという
方法である。
【０００４】しかしこの方法は、外部線源からのガンマ
線に関するデータ収集（計数）を、画像化ために被検体
に投与されたＲＩからのガンマ線に関するデータ収集の
前に済ませておく必要があり、トータルのデータ収集に
要する時間としては、非常に長くなると言う問題があっ
た。
線に関するデータ収集（計数）を、画像化ために被検体
に投与されたＲＩからのガンマ線に関するデータ収集の
前に済ませておく必要があり、トータルのデータ収集に
要する時間としては、非常に長くなると言う問題があっ
た。
【０００５】この問題を解決するために、最近では、外
部線源からのガンマ線に関するデータ収集を、画像化た
めに被検体に投与されたＲＩからのガンマ線に関するデ
ータ収集と並行して同時に、１つの検出器を介して行う
技術が開発されている。
部線源からのガンマ線に関するデータ収集を、画像化た
めに被検体に投与されたＲＩからのガンマ線に関するデ
ータ収集と並行して同時に、１つの検出器を介して行う
技術が開発されている。
【０００６】この場合、検出器出力に対して、いずれか
らのガンマ線のものであるのか切り分けなければならな
いが、これは光電ピークが異なるＲＩを使うことで比較
的容易に行える。例えば、光電ピークが略７０ｋｅＶの
Ｔｌ−２０１を被検体に投与し、一方、外部線源として
光電ピークが略１００ｋｅＶのＧｄ−１５３を採用する
ことにより、両者のエネルギーウインドウが交わらない
ことから、この組み合わせが一般的に使われている。
らのガンマ線のものであるのか切り分けなければならな
いが、これは光電ピークが異なるＲＩを使うことで比較
的容易に行える。例えば、光電ピークが略７０ｋｅＶの
Ｔｌ−２０１を被検体に投与し、一方、外部線源として
光電ピークが略１００ｋｅＶのＧｄ−１５３を採用する
ことにより、両者のエネルギーウインドウが交わらない
ことから、この組み合わせが一般的に使われている。
【０００７】しかし、実際にデータ収集をして、濃度分
布を再構成すると、アーチファクトが表れる。このアー
チファクトの原因としては様々なことが考えられるが、
発明者はある１つの原因に着目した。この原因とは、外
部線源からのガンマ線が検出器の鉛製のコリメータ内で
光電効果を生起して、Ｋ−Ｘ線が発生するが、このＫ−
Ｘ線の光電ピークは、略７５ｋｅＶであり、Ｔｌ−２０
１に対して与えられている略７０ｋｅＶを中心とするエ
ネルギーウインドウの中に入ってしまうことである。つ
まり、このエネルギーウインドウを通過したガンマ線の
計数値には、目的とするＴｌ−２０１からのガンマ線成
分が支配的ではあるが、散乱線成分と同様に、Ｋ−Ｘ線
の成分が混入してしまうのである。
布を再構成すると、アーチファクトが表れる。このアー
チファクトの原因としては様々なことが考えられるが、
発明者はある１つの原因に着目した。この原因とは、外
部線源からのガンマ線が検出器の鉛製のコリメータ内で
光電効果を生起して、Ｋ−Ｘ線が発生するが、このＫ−
Ｘ線の光電ピークは、略７５ｋｅＶであり、Ｔｌ−２０
１に対して与えられている略７０ｋｅＶを中心とするエ
ネルギーウインドウの中に入ってしまうことである。つ
まり、このエネルギーウインドウを通過したガンマ線の
計数値には、目的とするＴｌ−２０１からのガンマ線成
分が支配的ではあるが、散乱線成分と同様に、Ｋ−Ｘ線
の成分が混入してしまうのである。
【０００８】このうち散乱線成分を除去する方法として
は、ＴＥＷ(Triple Energy Window)と呼ばれる方法をは
じめ、様々な方法が開発され、効果を上げているが、こ
れに対して、Ｋ−Ｘ線の成分を除去する方法に関して
は、これが問題視されるようになったのがそもそも最近
のこともあって、完全に立ち遅れており、実際に実用に
耐えるほどの精度を上げる補正方法がないのが現状であ
る。
は、ＴＥＷ(Triple Energy Window)と呼ばれる方法をは
じめ、様々な方法が開発され、効果を上げているが、こ
れに対して、Ｋ−Ｘ線の成分を除去する方法に関して
は、これが問題視されるようになったのがそもそも最近
のこともあって、完全に立ち遅れており、実際に実用に
耐えるほどの精度を上げる補正方法がないのが現状であ
る。
【０００９】
【発明が解決しようとする課題】本発明の目的は、画像
化のためのガンマ線と吸収係数を計測するためのガンマ
線とを同時収集する場合に、吸収係数を計測するための
ガンマ線がコリメータ内で起こす光電効果によるＫ−Ｘ
線によって起こる計数値エラーを軽減することのできる
核医学診断装置を提供することである。
化のためのガンマ線と吸収係数を計測するためのガンマ
線とを同時収集する場合に、吸収係数を計測するための
ガンマ線がコリメータ内で起こす光電効果によるＫ−Ｘ
線によって起こる計数値エラーを軽減することのできる
核医学診断装置を提供することである。
【００１０】
【課題を解決するための手段】本発明は、コリメータを
通して検出器に入射するガンマ線のうち、被検体に投与
された第１核種から放出される第１ガンマ線の光電ピー
クに応じた第１エネルギーウインドウに入るガンマ線を
計数し、この第１計数値に基づいて前記被検体の断面内
に関する前記第１核種の濃度分布を再構成すると共に、
前記検出器に入射するガンマ線のうち、吸収係数計測の
ために前記検出器に前記被検体を挟んで対向して配置さ
れた第２核種の線源から放出される第２ガンマ線の光電
ピークに応じた第２エネルギーウインドウに入るガンマ
線を計数し、この第２計数値に基づいて吸収係数を求
め、この吸収係数により前記第１計数値又は前記濃度分
布を吸収補正する核医学診断装置において、前記第２核
種から放出された第２ガンマ線が前記コリメータ内で起
こす光電効果により発生するＫ−Ｘ線のうち前記第１エ
ネルギーウインドウに入るＫ−Ｘ線の混入量を、前記第
２計数値に従って推定し、この推定した混入量を前記第
１計数値から減算することを特徴とする。
通して検出器に入射するガンマ線のうち、被検体に投与
された第１核種から放出される第１ガンマ線の光電ピー
クに応じた第１エネルギーウインドウに入るガンマ線を
計数し、この第１計数値に基づいて前記被検体の断面内
に関する前記第１核種の濃度分布を再構成すると共に、
前記検出器に入射するガンマ線のうち、吸収係数計測の
ために前記検出器に前記被検体を挟んで対向して配置さ
れた第２核種の線源から放出される第２ガンマ線の光電
ピークに応じた第２エネルギーウインドウに入るガンマ
線を計数し、この第２計数値に基づいて吸収係数を求
め、この吸収係数により前記第１計数値又は前記濃度分
布を吸収補正する核医学診断装置において、前記第２核
種から放出された第２ガンマ線が前記コリメータ内で起
こす光電効果により発生するＫ−Ｘ線のうち前記第１エ
ネルギーウインドウに入るＫ−Ｘ線の混入量を、前記第
２計数値に従って推定し、この推定した混入量を前記第
１計数値から減算することを特徴とする。
【００１１】
【発明の実施の形態】以下、図面を参照して本発明を好
ましい実施形態により説明する。なお、ここでは、ＲＩ
の崩壊時に１個のフォトンを放出するシングルフォトン
核種を被検体に投与して断面内の体内濃度分布を再構成
するいわゆるＳＰＥＣＴであって、カメラヘッドを２器
装備しているいわゆるデュアルヘッドタイプを例に説明
する。
ましい実施形態により説明する。なお、ここでは、ＲＩ
の崩壊時に１個のフォトンを放出するシングルフォトン
核種を被検体に投与して断面内の体内濃度分布を再構成
するいわゆるＳＰＥＣＴであって、カメラヘッドを２器
装備しているいわゆるデュアルヘッドタイプを例に説明
する。
【００１２】図１には、本実施形態による核医学診断装
置の構成をブロック図により示している。デュアルのカ
メラヘッド１１、１２は、従来からあるアンガータイプ
と、近年実用化の進んでいる半導体アレイタイプとのい
ずれでもよい。アンガータイプであれば、ガンマ線の入
射方向を制限するコリメータの後方に、ガンマ線を受け
て閃光を発生するシンチレータを配置し、さらにこのシ
ンチレータの後方にライトガイドを挟んで複数本の光電
子増倍管を稠密に配列した構成である。また、半導体ア
レイタイプであれば、コリメータの後方に、入射ガンマ
線をそのエネルギーに応じた振幅の電気信号として検出
する半導体素子が２次元状に配列されている。
置の構成をブロック図により示している。デュアルのカ
メラヘッド１１、１２は、従来からあるアンガータイプ
と、近年実用化の進んでいる半導体アレイタイプとのい
ずれでもよい。アンガータイプであれば、ガンマ線の入
射方向を制限するコリメータの後方に、ガンマ線を受け
て閃光を発生するシンチレータを配置し、さらにこのシ
ンチレータの後方にライトガイドを挟んで複数本の光電
子増倍管を稠密に配列した構成である。また、半導体ア
レイタイプであれば、コリメータの後方に、入射ガンマ
線をそのエネルギーに応じた振幅の電気信号として検出
する半導体素子が２次元状に配列されている。
【００１３】このカメラヘッド１１、１２は、図示しな
いスタンドに支持されており、被検体を挟んで対向する
位置や９０゜ずれた位置等の任意の配置関係をとること
ができるように、さらにその配置関係を保ったまま被検
体の周囲を回転することができるようになっている。そ
して、この回転角を検知するためのロータリーエンコー
ダ等の角度センサ１３が回転軸に関わる状態でスタンド
内に取り付けられている。
いスタンドに支持されており、被検体を挟んで対向する
位置や９０゜ずれた位置等の任意の配置関係をとること
ができるように、さらにその配置関係を保ったまま被検
体の周囲を回転することができるようになっている。そ
して、この回転角を検知するためのロータリーエンコー
ダ等の角度センサ１３が回転軸に関わる状態でスタンド
内に取り付けられている。
【００１４】また、カメラヘッド１１、１２の少なくと
も一方は、コリメータの前面に又はコリメータに代えて
面線源（外部線源）１４を取り付けることができるよう
になっている。この外部線源１４は、被検体の吸収係数
マップを計測するために、その外部線源１４からのガン
マ線に関するデータを収集する際に必要とされる。
も一方は、コリメータの前面に又はコリメータに代えて
面線源（外部線源）１４を取り付けることができるよう
になっている。この外部線源１４は、被検体の吸収係数
マップを計測するために、その外部線源１４からのガン
マ線に関するデータを収集する際に必要とされる。
【００１５】位置計算器１５は、カメラヘッド１１、１
２から信号が出力されたとき、そのガンマ線が入射した
位置（ｘ、ｙ）を計算し、カウンタ回路２３，２５に出
力する。また、エネルギー計算器１７は、カメラヘッド
１１、１２から信号が出力されたとき、その入射ガンマ
線のエネルギー（ｚ）を計算し、２チャンネルのウイン
ドウ回路１９，２１に出力する。
２から信号が出力されたとき、そのガンマ線が入射した
位置（ｘ、ｙ）を計算し、カウンタ回路２３，２５に出
力する。また、エネルギー計算器１７は、カメラヘッド
１１、１２から信号が出力されたとき、その入射ガンマ
線のエネルギー（ｚ）を計算し、２チャンネルのウイン
ドウ回路１９，２１に出力する。
【００１６】一方のウインドウ回路１９のエネルギーウ
インドウは、外部線源１４から放出されるガンマ線の光
電ピークに従って設定され、他方のウインドウ回路２１
のエネルギーウインドウは、被検体に投与されるＲＩか
ら放出されるガンマ線の光電ピークに従って設定されて
いる。ウインドウ回路１９，２１は、エネルギー計算器
１７からのエネルギー信号（ｚ）がそれぞれのエネルギ
ーウインドウの範囲内であるとき、１つのパルスを、対
応するチャンネルのカウンタ回路２３，２５にそれぞれ
出力する。
インドウは、外部線源１４から放出されるガンマ線の光
電ピークに従って設定され、他方のウインドウ回路２１
のエネルギーウインドウは、被検体に投与されるＲＩか
ら放出されるガンマ線の光電ピークに従って設定されて
いる。ウインドウ回路１９，２１は、エネルギー計算器
１７からのエネルギー信号（ｚ）がそれぞれのエネルギ
ーウインドウの範囲内であるとき、１つのパルスを、対
応するチャンネルのカウンタ回路２３，２５にそれぞれ
出力する。
【００１７】このカウンタ回路２３，２５はそれぞれ対
応するウインドウ回路１９，２１から出力されるパルス
の数を入射位置（ｘ、ｙ）及び角度（θ）毎に所定期間
継続的に計数する。カウンタ回路２３による計数値
（ｘ、ｙ，θ）は、外部線源１４から放出されるガンマ
線の入射数が支配的で、またカウンタ回路２５による計
数値は被検体に投与されたＲＩから放出されるガンマ線
の入射数が支配的になる。なお、このカウンタ回路２
３，２５内では、各々の計数値に対して、ＴＥＷ等の手
法による散乱線補正を行う。なお、この散乱線補正に必
要な構成は、その手法に応じて異なり、またその手法及
び構成は周知のものを採用すればよいので、ここでは説
明を省略する。
応するウインドウ回路１９，２１から出力されるパルス
の数を入射位置（ｘ、ｙ）及び角度（θ）毎に所定期間
継続的に計数する。カウンタ回路２３による計数値
（ｘ、ｙ，θ）は、外部線源１４から放出されるガンマ
線の入射数が支配的で、またカウンタ回路２５による計
数値は被検体に投与されたＲＩから放出されるガンマ線
の入射数が支配的になる。なお、このカウンタ回路２
３，２５内では、各々の計数値に対して、ＴＥＷ等の手
法による散乱線補正を行う。なお、この散乱線補正に必
要な構成は、その手法に応じて異なり、またその手法及
び構成は周知のものを採用すればよいので、ここでは説
明を省略する。
【００１８】次に、吸収係数マップ用プロセッサ２７
は、外部線源１４から放出されるガンマ線の入射数が支
配的なカウンタ回路２３による計数値に基づいて、いわ
ゆるトランスミッションＣＴ像を再構成し、そしてこの
トランスミッションＣＴ像に基づいて、濃度分布画像化
の対象とされる被検体断面内の吸収係数の空間分布、つ
まり吸収係数マップを求める。なお、周知の通り、吸収
係数“μ”は、一定期間に線源から放出されるフォトン
数を“Ｉ0 ”、被検体を透過して検出器まで到達するフ
ォトン数を“Ｉ1 ”、被検体の厚さを“ｄ”とすると、 Ｉ1 ＝Ｉ0 ・ｅ- ・d の関係式から与えられる。
は、外部線源１４から放出されるガンマ線の入射数が支
配的なカウンタ回路２３による計数値に基づいて、いわ
ゆるトランスミッションＣＴ像を再構成し、そしてこの
トランスミッションＣＴ像に基づいて、濃度分布画像化
の対象とされる被検体断面内の吸収係数の空間分布、つ
まり吸収係数マップを求める。なお、周知の通り、吸収
係数“μ”は、一定期間に線源から放出されるフォトン
数を“Ｉ0 ”、被検体を透過して検出器まで到達するフ
ォトン数を“Ｉ1 ”、被検体の厚さを“ｄ”とすると、 Ｉ1 ＝Ｉ0 ・ｅ- ・d の関係式から与えられる。
【００１９】Ｋ−Ｘ線補正用プロセッサ２９は、被検体
に投与されたＲＩから放出されるガンマ線の入射数が支
配的なカウンタ回路２５による計数値に対してＫ−Ｘ線
補正をかける。つまり、外部線源１４から放出されたガ
ンマ線がカメラヘッド１１のコリメータ内で起こす光電
効果により発生するＫ−Ｘ線のうち、濃度分布用のウイ
ンドウ回路２１のエネルギーウインドウに入るＫ−Ｘ線
の量、つまりカウンタ回路２５による計数値に混入する
Ｋ−Ｘ線の混入量を、外部線源１４から放出されるガン
マ線の入射数が支配的なカウンタ回路２３による計数値
に従って推定し、この推定した混入量を、カウンタ回路
２５による計数値から減算する。
に投与されたＲＩから放出されるガンマ線の入射数が支
配的なカウンタ回路２５による計数値に対してＫ−Ｘ線
補正をかける。つまり、外部線源１４から放出されたガ
ンマ線がカメラヘッド１１のコリメータ内で起こす光電
効果により発生するＫ−Ｘ線のうち、濃度分布用のウイ
ンドウ回路２１のエネルギーウインドウに入るＫ−Ｘ線
の量、つまりカウンタ回路２５による計数値に混入する
Ｋ−Ｘ線の混入量を、外部線源１４から放出されるガン
マ線の入射数が支配的なカウンタ回路２３による計数値
に従って推定し、この推定した混入量を、カウンタ回路
２５による計数値から減算する。
【００２０】この混入量の推定方法は、Ｋ−Ｘ線補正の
根幹をなすもので、その補正精度を左右する最も重要な
部分である。その詳細は後述するが、その骨子は、外部
線源１４から放出されるガンマ線の入射数が支配的なカ
ウンタ回路２３による計数値から、簡単な一次関数（推
定関数と称する）によってＫ−Ｘ線の混入量を求めるも
のである。
根幹をなすもので、その補正精度を左右する最も重要な
部分である。その詳細は後述するが、その骨子は、外部
線源１４から放出されるガンマ線の入射数が支配的なカ
ウンタ回路２３による計数値から、簡単な一次関数（推
定関数と称する）によってＫ−Ｘ線の混入量を求めるも
のである。
【００２１】再構成用プロセッサ３１は、Ｋ−Ｘ線補正
された計数値に基づいて、被検体の断面内のＲＩの体内
濃度分布を再構成する。吸収補正用プロセッサ３３は、
この再構成された濃度分布を、吸収補正マップに従って
補正する。これにより、体内吸収の不均一性が軽減され
た濃度分布が得られる。ディスプレイ３５と図示しない
記録装置は、この濃度分布を表示し又記録するために設
けられている。
された計数値に基づいて、被検体の断面内のＲＩの体内
濃度分布を再構成する。吸収補正用プロセッサ３３は、
この再構成された濃度分布を、吸収補正マップに従って
補正する。これにより、体内吸収の不均一性が軽減され
た濃度分布が得られる。ディスプレイ３５と図示しない
記録装置は、この濃度分布を表示し又記録するために設
けられている。
【００２２】次に、被検体に投与されたＲＩから放出さ
れるガンマ線の入射数が支配的なカウンタ回路２５によ
る計数値に対して行うＫ−Ｘ線補正で重要な、外部線源
１４から放出されたガンマ線がカメラヘッド１１のコリ
メータ内で起こす光電効果により発生するＫ−Ｘ線のう
ち、濃度分布用のウインドウ回路２１のエネルギーウイ
ンドウに入るＫ−Ｘ線の量、つまりカウンタ回路２５に
よる計数値に混入するＫ−Ｘ線の混入量の推定方法につ
いて説明する。
れるガンマ線の入射数が支配的なカウンタ回路２５によ
る計数値に対して行うＫ−Ｘ線補正で重要な、外部線源
１４から放出されたガンマ線がカメラヘッド１１のコリ
メータ内で起こす光電効果により発生するＫ−Ｘ線のう
ち、濃度分布用のウインドウ回路２１のエネルギーウイ
ンドウに入るＫ−Ｘ線の量、つまりカウンタ回路２５に
よる計数値に混入するＫ−Ｘ線の混入量の推定方法につ
いて説明する。
【００２３】なお、ここでは、外部線源１４からのガン
マ線に関するデータ収集を、被検体に投与されたＲＩか
らのガンマ線に関するデータ収集と並行して同時に行う
場合に一般的な組み合わせ、つまり光電ピークが略７０
ｋｅＶのＴｌ−２０１を被検体に投与し、一方、外部線
源１４として光電ピークが略１００ｋｅＶのＧｄ−１５
３を採用する場合を仮定する。この場合、ウインドウ回
路１９のエネルギーウインドウは、Ｇｄ−１５３の光電
ピークに従って、９０〜１１０ｋｅＶに設定される。ま
た、ウインドウ回路２１のエネルギーウインドウは、Ｔ
ｌ−２０１の光電ピークに従って、６４〜７８ｋｅＶに
設定される。
マ線に関するデータ収集を、被検体に投与されたＲＩか
らのガンマ線に関するデータ収集と並行して同時に行う
場合に一般的な組み合わせ、つまり光電ピークが略７０
ｋｅＶのＴｌ−２０１を被検体に投与し、一方、外部線
源１４として光電ピークが略１００ｋｅＶのＧｄ−１５
３を採用する場合を仮定する。この場合、ウインドウ回
路１９のエネルギーウインドウは、Ｇｄ−１５３の光電
ピークに従って、９０〜１１０ｋｅＶに設定される。ま
た、ウインドウ回路２１のエネルギーウインドウは、Ｔ
ｌ−２０１の光電ピークに従って、６４〜７８ｋｅＶに
設定される。
【００２４】図２には、推定関数を求めるために実際に
行った実験系を示しており、実際に同時収集する際と同
様に、カメラヘッド１２に外部線源１４を取り付け、そ
してカメラヘッド１１，１２の間に円柱形の水ファント
ムを配置した。この状態で、カメラヘッド１１でガンマ
線を検出し、それに対してエネルギーウインドウで選別
せずに全ガンマ線を対象として、図３に示す２ｃｍ×２
ｃｍのサンプル領域ａ〜ｅに関して個々に、エネルギー
スペクトラム（Ａ）を測定した。これら各領域のエネル
ギースペクトラムは図４及び図５に示している。
行った実験系を示しており、実際に同時収集する際と同
様に、カメラヘッド１２に外部線源１４を取り付け、そ
してカメラヘッド１１，１２の間に円柱形の水ファント
ムを配置した。この状態で、カメラヘッド１１でガンマ
線を検出し、それに対してエネルギーウインドウで選別
せずに全ガンマ線を対象として、図３に示す２ｃｍ×２
ｃｍのサンプル領域ａ〜ｅに関して個々に、エネルギー
スペクトラム（Ａ）を測定した。これら各領域のエネル
ギースペクトラムは図４及び図５に示している。
【００２５】その一方で、この実験系と同じコリメート
条件等を与えて、同じ領域ａ〜ｅ各々に関するエネルギ
ースペクトラム（Ｂ）をシュミレーションにより求め
た。このシュミレーションには、Ｋ−Ｘ線の発生に関す
る条件は設定していない。つまり、シュミレーションに
より得たエネルギースペクトラムには、Ｋ−Ｘ線成分は
含まれていない。
条件等を与えて、同じ領域ａ〜ｅ各々に関するエネルギ
ースペクトラム（Ｂ）をシュミレーションにより求め
た。このシュミレーションには、Ｋ−Ｘ線の発生に関す
る条件は設定していない。つまり、シュミレーションに
より得たエネルギースペクトラムには、Ｋ−Ｘ線成分は
含まれていない。
【００２６】従って、実測したエネルギースペクトラム
（Ａ）から、シュミレーションにより得たエネルギース
ペクトラム（Ｂ）を減算することにより、理論上では、
Ｋ−Ｘ線のみに関するエネルギースペクトラム（（Ａ）
−（Ｂ））を求めた。
（Ａ）から、シュミレーションにより得たエネルギース
ペクトラム（Ｂ）を減算することにより、理論上では、
Ｋ−Ｘ線のみに関するエネルギースペクトラム（（Ａ）
−（Ｂ））を求めた。
【００２７】そして、実測したエネルギースペクトラム
（Ａ）からＧｄ−１５３に対応する９０〜１１０ｋｅＶ
のウインドウ内のフォトン数、つまり外部線源１４から
放出されるガンマ線の入射数が支配的なカウンタ回路２
３による計数値と、Ｋ−Ｘ線のみに関するエネルギース
ペクトラム（（Ａ）−（Ｂ））からＴｌ−２０１に対応
する６４〜７８ｋｅＶのウインドウ内に混入するＫ−Ｘ
線のフォトン数、つまり外部線源１４から放出されたガ
ンマ線がカメラヘッド１１のコリメータ内で起こす光電
効果により発生するＫ−Ｘ線のうち、濃度分布用のウイ
ンドウ回路２１のエネルギーウインドウに入るＫ−Ｘ線
の量（混入量）とを求めた。
（Ａ）からＧｄ−１５３に対応する９０〜１１０ｋｅＶ
のウインドウ内のフォトン数、つまり外部線源１４から
放出されるガンマ線の入射数が支配的なカウンタ回路２
３による計数値と、Ｋ−Ｘ線のみに関するエネルギース
ペクトラム（（Ａ）−（Ｂ））からＴｌ−２０１に対応
する６４〜７８ｋｅＶのウインドウ内に混入するＫ−Ｘ
線のフォトン数、つまり外部線源１４から放出されたガ
ンマ線がカメラヘッド１１のコリメータ内で起こす光電
効果により発生するＫ−Ｘ線のうち、濃度分布用のウイ
ンドウ回路２１のエネルギーウインドウに入るＫ−Ｘ線
の量（混入量）とを求めた。
【００２８】この両者の関係を図６に示している。発明
者は、この関係が、一次関数、つまり直線方程式で近似
できることに着目した。９０〜１１０ｋｅＶのウインド
ウ内のガンマ線数を“Ｘ”とし、また、６４〜７８ｋｅ
Ｖのウインドウ内に混入してくるＫ−Ｘ線の混入量を
“Ｙ”としたとき、両者の関係は、 Ｙ＝０．１２・Ｘ＋１．７４ で与えられた。
者は、この関係が、一次関数、つまり直線方程式で近似
できることに着目した。９０〜１１０ｋｅＶのウインド
ウ内のガンマ線数を“Ｘ”とし、また、６４〜７８ｋｅ
Ｖのウインドウ内に混入してくるＫ−Ｘ線の混入量を
“Ｙ”としたとき、両者の関係は、 Ｙ＝０．１２・Ｘ＋１．７４ で与えられた。
【００２９】この一次関数から、Ｋ−Ｘ線の混入量を推
定することができるものである。このようにＫ−Ｘ線の
混入量を比較的高精度で推定することができるので、同
時収集の際に起こるエラー、つまり吸収係数計測のため
の線源からのガンマ線が鉛製のコリメータ内で光電効果
を起こし、これにより生じるＫ−Ｘ線が、画像化のため
の被検体に投与されているＲＩに対して設定されている
エネルギーウインドウの計数値に混入することに起因す
る計測値エラーを軽減することができる。
定することができるものである。このようにＫ−Ｘ線の
混入量を比較的高精度で推定することができるので、同
時収集の際に起こるエラー、つまり吸収係数計測のため
の線源からのガンマ線が鉛製のコリメータ内で光電効果
を起こし、これにより生じるＫ−Ｘ線が、画像化のため
の被検体に投与されているＲＩに対して設定されている
エネルギーウインドウの計数値に混入することに起因す
る計測値エラーを軽減することができる。
【００３０】なお、上述の一次関数の係数は、あくま
で、Ｔｌ−２０１とＧｄ−１５３との組み合わせで、し
かも実験系のデータ収集条件の場合の具体例であるが、
このＲＩの組み合わせやデータ収集条件が変わった場合
には、その変わった条件のもとでエネルギースペクトラ
ムの実測及びシュミレーションを行って、一次関数の係
数を新たに求めればよい。本発明は、上述した実施形態
に限定されることなく、種々変形して実施可能である。
で、Ｔｌ−２０１とＧｄ−１５３との組み合わせで、し
かも実験系のデータ収集条件の場合の具体例であるが、
このＲＩの組み合わせやデータ収集条件が変わった場合
には、その変わった条件のもとでエネルギースペクトラ
ムの実測及びシュミレーションを行って、一次関数の係
数を新たに求めればよい。本発明は、上述した実施形態
に限定されることなく、種々変形して実施可能である。
【００３１】
【発明の効果】本発明によれば、吸収係数計測のための
第２核種からのガンマ線が鉛製のコリメータ内で光電効
果を起こし、これにより生じるＫ−Ｘ線が、画像化のた
めの第１核種に対して設定されているエネルギーウイン
ドウの計数値に混入する混入量を、第２核種に対して設
定されているエネルギーウインドウの計数値から推定
し、この混入量を、第１核種に対して設定されているエ
ネルギーウインドウの計数値から減算することにより計
数値エラーを軽減することができる。
第２核種からのガンマ線が鉛製のコリメータ内で光電効
果を起こし、これにより生じるＫ−Ｘ線が、画像化のた
めの第１核種に対して設定されているエネルギーウイン
ドウの計数値に混入する混入量を、第２核種に対して設
定されているエネルギーウインドウの計数値から推定
し、この混入量を、第１核種に対して設定されているエ
ネルギーウインドウの計数値から減算することにより計
数値エラーを軽減することができる。
【図１】本発明の好ましい実施形態に係る核医学診断装
置の構成を示すブロック図。
置の構成を示すブロック図。
【図２】図１のＫ−Ｘ線補正用プロセッサに与えられる
推定関数を得るための実験系を示す図。
推定関数を得るための実験系を示す図。
【図３】推定関数を得るために必要なエネルギースペク
トラムデータをサンプルしたサンプル領域を示す図。
トラムデータをサンプルしたサンプル領域を示す図。
【図４】（ａ）は図３の領域ａのエネルギースペクトラ
ムとシュミレーションにより得たエネルギースペクトラ
ムとを示す図、（ｂ）は図３の領域ｂのエネルギースペ
クトラムとシュミレーションにより得たエネルギースペ
クトラムとを示す図、（ｃ）は図３の領域ｃのエネルギ
ースペクトラムとシュミレーションにより得たエネルギ
ースペクトラムとを示す図、（ｄ）は図３の領域ｄのエ
ネルギースペクトラムとシュミレーションにより得たエ
ネルギースペクトラムとを示す図。
ムとシュミレーションにより得たエネルギースペクトラ
ムとを示す図、（ｂ）は図３の領域ｂのエネルギースペ
クトラムとシュミレーションにより得たエネルギースペ
クトラムとを示す図、（ｃ）は図３の領域ｃのエネルギ
ースペクトラムとシュミレーションにより得たエネルギ
ースペクトラムとを示す図、（ｄ）は図３の領域ｄのエ
ネルギースペクトラムとシュミレーションにより得たエ
ネルギースペクトラムとを示す図。
【図５】図３の領域ｅのエネルギースペクトラムとシュ
ミレーションにより得たエネルギースペクトラムとを示
す図。
ミレーションにより得たエネルギースペクトラムとを示
す図。
【図６】Ｋ−Ｘ線がＴｌ−２０１に対して設定されてい
る６４〜７８ｋｅＶのエネルギーウインドウの計数値に
混入する混入量と、Ｇｄ−１５３に対して設定されてい
る９０〜１１０ｋｅＶのエネルギーウインドウの計数値
との関係を示す相関図。
る６４〜７８ｋｅＶのエネルギーウインドウの計数値に
混入する混入量と、Ｇｄ−１５３に対して設定されてい
る９０〜１１０ｋｅＶのエネルギーウインドウの計数値
との関係を示す相関図。
１１…カメラヘッド、 １２…カメラヘッド、 １３…角度センサ、 １４…外部線源、 １５…位置計算器、 １７…エネルギー計算器、 １９…ＴＣＴウインドウ回路、 ２１…ＳＰＥＣＴウインドウ回路、 ２３…カウンタ回路、 ２５…カウンタ回路、 ２７…吸収係数マップ用プロセッサ、 ２９…Ｋ−Ｘ線補正用プロセッサ、 ３１…再構成用プロセッサ、 ３３…吸収補正用プロセッサ、 ３５…ディスプレイ。
Claims (4)
- 【請求項１】 コリメータを通して検出器に入射するガ
ンマ線のうち、被検体に投与された第１核種から放出さ
れる第１ガンマ線の光電ピークに応じた第１エネルギー
ウインドウに入るガンマ線を計数し、この第１計数値に
基づいて前記被検体の断面内に関する前記第１核種の濃
度分布を再構成すると共に、 前記検出器に入射するガンマ線のうち、吸収係数計測の
ために前記検出器に前記被検体を挟んで対向して配置さ
れた第２核種の線源から放出される第２ガンマ線の光電
ピークに応じた第２エネルギーウインドウに入るガンマ
線を計数し、この第２計数値に基づいて吸収係数を求
め、この吸収係数により前記第１計数値又は前記濃度分
布を吸収補正する核医学診断装置において、 前記第２核種から放出された第２ガンマ線が前記コリメ
ータ内で起こす光電効果により発生するＫ−Ｘ線のうち
前記第１エネルギーウインドウに入るＫ−Ｘ線の混入量
を、前記第２計数値に従って推定し、この推定した混入
量を前記第１計数値から減算することを特徴とする核医
学診断装置。 - 【請求項２】 前記第１の放射性同位元素はＴｌ−２０
１であり、前記第２の放射性同位元素はＧｄ−１５３で
あることを特徴とする請求項１記載の核医学診断装置。 - 【請求項３】 前記第２計数値に対して、前記混入量は
一次関数で与えられることを特徴とする請求項１記載の
核医学診断装置。 - 【請求項４】 画像化のための第１のガンマ線と吸収係
数を計測するための第２のガンマ線とを同時収集するこ
との可能な核医学診断装置において、前記第２のガンマ
線が検出器のコリメータ内で起こす光電効果によって生
じるＫ−Ｘ線が引き起こす前記第１のガンマ線の計数値
エラーを、前記第２のガンマ線の計数値に従って補正す
ることを特徴とする核医学診断装置。
Priority Applications (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP10159201A JPH11352233A (ja) | 1998-06-08 | 1998-06-08 | 核医学診断装置 |
| US09/325,800 US6281504B1 (en) | 1998-06-08 | 1999-06-04 | Diagnostic apparatus for nuclear medicine |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP10159201A JPH11352233A (ja) | 1998-06-08 | 1998-06-08 | 核医学診断装置 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH11352233A true JPH11352233A (ja) | 1999-12-24 |
Family
ID=15688541
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP10159201A Pending JPH11352233A (ja) | 1998-06-08 | 1998-06-08 | 核医学診断装置 |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US6281504B1 (ja) |
| JP (1) | JPH11352233A (ja) |
Cited By (6)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2001343461A (ja) * | 2000-05-31 | 2001-12-14 | Toshiba Corp | 核医学診断装置及び減弱補正方法 |
| EP1272108A2 (en) * | 2000-04-12 | 2003-01-08 | PEM Technologies, Inc. | Hand held camera with tomograhic capability |
| JP2007218769A (ja) * | 2006-02-17 | 2007-08-30 | Shimadzu Corp | 核医学イメージング装置 |
| JP2008209336A (ja) * | 2007-02-28 | 2008-09-11 | Hitachi Ltd | 核医学診断装置 |
| JP2011089901A (ja) * | 2009-10-22 | 2011-05-06 | Sumitomo Heavy Ind Ltd | 検出結果補正方法、その検出結果補正方法を用いた放射線検出装置、その検出結果補正方法を実行するためのプログラム、及びそのプログラムを記録する記録媒体 |
| WO2013005848A1 (ja) * | 2011-07-07 | 2013-01-10 | 株式会社東芝 | 光子計数型画像検出器、ｘ線診断装置、及びｘ線コンピュータ断層装置 |
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| FI981859A0 (fi) * | 1998-08-31 | 1998-08-31 | Heikkinen Jari | Laite munuaistoiminnan gammakuvauksen kalibrointiin |
| JP4395027B2 (ja) * | 2004-08-05 | 2010-01-06 | 日本メジフィジックス株式会社 | 画像補正方法、画像補正装置、及び画像補正プログラム |
| US7800070B2 (en) * | 2006-04-10 | 2010-09-21 | Quantum Molecular Technologies, Inc. | Quantum photodetectors, imaging apparatus and systems, and related methods |
| US7825384B1 (en) | 2007-10-15 | 2010-11-02 | Positron Corporation | Quantum detector array |
| US9194963B2 (en) | 2012-03-09 | 2015-11-24 | Electronics And Telecommunications Research Institute | Scintillating module, positron emission tomography, ion beam profiler, ion beam filter, and ion beam generating device using scintillating module |
| WO2015186117A1 (en) * | 2014-06-06 | 2015-12-10 | Siemens Medical Solutions Usa, Inc. | Gamma camera dead time determination in real time using long lived radioisotopes |
| JP6700737B2 (ja) * | 2015-11-20 | 2020-05-27 | キヤノン株式会社 | 放射線撮像システム、信号処理装置、及び、放射線画像の信号処理方法 |
| US20230138853A1 (en) * | 2020-01-27 | 2023-05-04 | The Johns Hopkins University | Direct energy windowing for photon counting detectors |
Family Cites Families (8)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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| FR2752948B1 (fr) * | 1996-09-05 | 1998-11-13 | Smv Int | Acquisition simultanee de coups transmis et de coups emis pour une gamma camera |
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| US5990482A (en) * | 1997-05-30 | 1999-11-23 | Adac Laboratories | Method and apparatus for performing correction of transmission self-contamination in a medical imaging system |
| US6008493A (en) * | 1997-05-30 | 1999-12-28 | Adac Laboratories | Method and apparatus for performing correction of emission contamination and deadtime loss in a medical imaging system |
| US5903008A (en) * | 1997-07-02 | 1999-05-11 | General Electric Company | Scatter correction methods and systems in single photon emission computed tomography |
| US6140649A (en) * | 1997-12-23 | 2000-10-31 | General Electric Company | Imaging attenuation correction employing simultaneous transmission/emission scanning |
-
1998
- 1998-06-08 JP JP10159201A patent/JPH11352233A/ja active Pending
-
1999
- 1999-06-04 US US09/325,800 patent/US6281504B1/en not_active Expired - Fee Related
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| JP4585085B2 (ja) * | 2000-05-31 | 2010-11-24 | 株式会社東芝 | 核医学診断装置及び減弱補正方法 |
| JP2007218769A (ja) * | 2006-02-17 | 2007-08-30 | Shimadzu Corp | 核医学イメージング装置 |
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| JP2011089901A (ja) * | 2009-10-22 | 2011-05-06 | Sumitomo Heavy Ind Ltd | 検出結果補正方法、その検出結果補正方法を用いた放射線検出装置、その検出結果補正方法を実行するためのプログラム、及びそのプログラムを記録する記録媒体 |
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| JP2013019698A (ja) * | 2011-07-07 | 2013-01-31 | Toshiba Corp | 光子計数型画像検出器、ｘ線診断装置、及びｘ線コンピュータ断層装置 |
| US9213108B2 (en) | 2011-07-07 | 2015-12-15 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Photon counting type image detector, X-ray diagnosis apparatus and X-ray computed tomography apparatus |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| US6281504B1 (en) | 2001-08-28 |
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