(57)【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、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、被検体の高エネルギー側ガンマ線に関する吸収係数をｍＨ、低エネルギー側特性Ｘ線に関する吸収係数をｍＬとしたときに
ａ＝ｍＬ／（ｍＬ−ｍＨ）
で求められる定数の因子ａ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。
【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、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。
【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、Ｓｏｒｅｎｓｏｎ法( Sorenson J.A. : Methods for quantitative measurement of radioactivity in whole body counting. Instrumentation in Nuclear Medicine, eds. Hine G.J. and Sorenson J.A., Vol.2, pp.311-348, Academic Press, New York, 1974 )、Ｃｈａｎｇ法( Chang L.T. : A method for attenuation correction in radionuclide computed tomography. IEEE Trans. Nucl. Sci. NS-25 : 635-643, 1978 )、ＷＢＰ( weighted back projection )法、ＲＰＣ( radial post-correction method )法( Tanaka E., Toyama H. and Murayama H. : Convolutional image reconstruction for quantitative single photon emission computed tomography. Phys. Med. Biol. 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、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、被検体の高エネルギー側ガンマ線に関する吸収係数をｍＨ、低エネルギー側特性Ｘ線に関する吸収係数をｍＬとしたときに
ａ＝ｍＬ／（ｍＬ−ｍＨ）
で求められる定数の因子ａ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。つまり、この定数の因子ａは、被検体の高エネルギー側ガンマ線に関する吸収係数をｍＨ、低エネルギー側特性Ｘ線に関する吸収係数をｍＬとしたときに
ａ＝ｍＬ／（ｍＬ−ｍＨ）
で求められる。そのため、この因子ａは、水、筋肉、肺などであまり異ならない値となる。そこで、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）２３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２１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ＰＭＴ２３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ＰＭＴ２３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ＰＭＴ２３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】
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２８、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。
【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。
0003763159.tif 000002
【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。
【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ＮL0、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。
【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。
【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ＳＰＥＣＴ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ＳＰＥＣＴ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 補正回路
３１ 画像再構成装置
４１ 線源
４２ 吸収体
【図１】
0003763159.tif 000003
【図２】
0003763159.tif 000004
【図３】
0003763159.tif 000005