JPH05100032A - 核医学診断装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【目的】 生体内に投与された放射性源の位置をアーチ
ファクトの発生が少なく、かつ、短時間に表示画面に輝
点表示する。 【構成】 複数のホトマル１は、シンチレータ４が放射
線を検出して変換したシンチレーション光を電気信号に
変換して出力する。計算領域選択回路６は、複数のホト
マル１からの電気信号を基に重心計算のための計算領域
を選択する。重心計算回路８は、選択された計算領域に
ついて重心計算をする。変換回路１１は、重心計算によ
る計算値を変換データメモリ９に記憶されている真の値
に変換して画像出力回路１２に出力する。

Description

【発明の詳細な説明】

［発明の目的］

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は、生体内に投与された放
射線源の位置を重心計算により求めて表示画面上に表示
する核医学診断装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】核医学診断装置は、生体内に投与された
放射線源が放射する放射線例えばγ線をシンチレータに
より検出してシンチレーション光に変換し、そのシンチ
レーション光を図９に示すように六角形状に配列された
多数の光電子増倍管（以下単に「ホトマル」という。）
１によりそのシンチレーション光の光量に比例した電気
信号に変換して出力し、その出力値を基に放射線源の位
置を重心計算により求め、ＣＲＴディスプレイ等の表示
画面上の対応する位置に表示するものである。

【０００３】この重心計算は例えば次のように行う。ま
ず図９に示すように最大強度の放射線を検出したホトマ
ル１ａを探し出し、図１０に示すようにこのホトマル１
ａを中心とする所定数例えば７本のホトマル１からなる
計算領域２を選択する。この計算領域２は、７本のホト
マル１に外接する六角形の領域である。この計算領域２
内の各ホトマル１の出力値を用いて例えば各出力値に重
み等を付加して平均加算を行い、重心すなわち放射線源
の位置を求める。真の放射源の位置は、真の領域３内に
ある。上記重心計算は、生体内で時々刻々と移動又は集
合する放射線源の位置に対応して逐次なされ、放射線分
布像が表示画面に現れ、この画像は診断に供される。

【０００４】

【発明が解決しようとする課題】しかしながら重心計算
は、所定の計算領域２内の有限個のホトマル１を用いて
行っているため、計算領域２外へ漏れた放射線の情報は
重心計算には用いられない。このため、図１０に示すよ
うに重心位置の計算結果は、真の領域３に対して斜線で
示す領域３ａへと中心方向に引っ張られて縮退して歪
む。このため画像は中心方向に縮退し、計算領域２（又
は領域３ａ）間が不連続となり画像にアーチファクトが
発生するとい問題があった。

【０００５】また入射する放射線を検出するホトマル全
てを重心位置計算に用いれば上記縮退歪みの問題は生じ
ないが、計算時間が長くかかり、回路の規模が大きいな
どこの方式は現実的ではない。

【０００６】そこで本発明は上記事情に鑑みてなされた
ものであり、生体内に投与された放射線源の位置をアー
チファクトの発生が少なく、回路規模が小さく、かつ、
短時間に表示画面に表示できる核医学診断装置を提供す
ることを目的とするものである。

【０００７】 ［発明の構成］

【０００８】

【課題を解決するための手段】上記目的を達成するため
に本発明は、放射線を検出する多数の検出素子と、前記
多数の検出素子の内最大強度の放射線を検出した検出素
子及びこの検出素子周辺の所定数の検出素子を選択する
選択手段と、この選択手段により選択された検出素子が
出力する検出値を基に、生体内に投与された放射線源の
位置を重心計算により求める重心計算手段と、この重心
計算手段が求めた位置を表示画面上の対応する位置に表
示する核医学診断装置において、前記重心計算による計
算値の縮退歪みを解消する歪み解消手段を有することを
特徴とするものである。

【０００９】また請求項２記載の発明は、請求項１記載
の発明において、前記歪み解消手段は、前記重心計算に
よる計算値と真の値とを対応付けて前記多数の検出素子
が配置された全領域に亘って予め記憶する記憶手段と、
前記重心計算手段が求めた計算値を前記記憶手段が記憶
する真の値に変換する変換手段とを有するものである。

【００１０】更に請求項３記載の発明は、請求項１記載
の発明において、前記歪み解消手段は、前記検出素子が
出力する検出値の所定強度以下を除去して前記重心計算
手段に入力するものである。

【００１１】

【作 用】次に上記構成の各発明の作用を説明する。

【００１２】請求項１記載の発明によれば、検出手段が
放射線を検出すると、選択手段は最大強度の放射線を検
出した検出素子及びこの検出素子周辺の所定数の検出素
子を選択する。重心計算手段はこの選択手段により選択
された検出素子が出力する検出値を基に、生体内に投与
された放射線源の位置を重心計算により求める。この重
心計算による計算値は、放射線が最大強度の放射線を検
出した検出素子の中心付近に入射した以外は選択手段が
選択した検出素子が配置された領域の中心方向に縮退す
る歪みを起こす。歪み解消手段はこの縮退歪みを解消す
るので、放射線源の位置の真の値を求めることができ
る。

【００１３】請求項２記載の発明によれば、重心計算手
段が求めた計算値が縮退歪みを起こしても、変換手段が
その計算値を記憶手段に記憶されている真の値に変換す
るので、縮退歪みを解消できる。

【００１４】請求項３記載の発明によれば、除去手段に
より検出素子が出力する検出値の所定強度以下を除去す
ると、重心計算手段は放射線が入射した位置からほぼ等
距離にある検出素子が出力する検出値を基に重心計算を
行うことになり、最大強度の放射線を検出した検出素子
の中心に放射線が入射したのと同様の効果を生じ、これ
により縮退歪みの発生を防げる。

【００１５】

【実施例】以下に本発明の実施例を図面を参照して詳述
する。

【００１６】図１は本発明の第１の実施例の核医学診断
装置１０の概略ブロック図を示すものである。

【００１７】本装置１０は、生体内に投与された放射線
源から放射する放射線を検出してシンチレーション光に
変換するシンチレータ４と、図９に示すように六角形状
に配列され、シンチレータ４が出力するシンチレーショ
ン光をその光量に比例した電気信号に変換して出力する
検出素子としての多数（例えば６１本）のホトマル１
と、これらのホトマル１に対応して接続されホトマル１
の出力信号を積分する多数のアンプ５と、各アンプ５の
出力値から重心計算のための計算領域２を選択する計算
領域選択回路６と、この選択回路６のアナログ出力信号
をディジタル信号に変換するＡ／Ｄ変換器７と、Ａ／Ｄ
変換器７からのディジタル信号に基づき重心計算を行う
重心計算回路８と、真の値としての変換データを記憶す
る変換データメモリ９と、重心計算による計算値を変換
データメモリ９に記憶されている変換データに変換する
変換回路１１と、図示しないＣＲＴディスプレイ等の表
示画面上に変換回路１１による変換後の値に対応する位
置に表示する画像出力回路１２とを有して概略構成され
ている。

【００１８】図２は計算領域選択回路６が７本のホトマ
ル１を１ブロックとして選択した場合の計算領域２を示
すものである。前記重心計算回路８は、この計算領域２
について従来と同様に重心計算を行うものであり、その
計算結果は、図１０の領域３ａに示すように中心方向に
縮退したままである。またこの重心計算回路５は、図３
に示すように、計算領域２に対応したＸ軸，Ｙ軸それぞ
れ１０ビットのアドレスを持ち、1024×1024マトリック
スの分解能により高精度で重心計算の結果を出力するよ
うにしている。

【００１９】前記変換データメモリ９には、重心計算に
よる計算値と真の値（変換データ）とを対応付けて前記
多数の検出素子１が配置された全領域に亘って予め記憶
するようにしている。また変換データメモリ９は、図４
に示すように、Ｘ′軸，Ｙ′軸にそれぞれ８ビットのア
ドレスを持ち、表示画面のマトリックスサイズに対応さ
せて、256 ×256 マトリックスの分解能で、真の領域３
に対応して図２に示すマッピング領域１３に変換データ
を記憶している。変換データメモリ９に記憶させる変換
データは、例えば計算機のシミュレーション等により予
め判っている位置の放射線源から放射線をホトマル１に
入射し、その位置と重心計算回路８の出力位置との対応
を求め、計算結果である出力位置に対する正しい入射位
置を変換データとして作成してもよく、計算により求め
てたものでもよい。

【００２０】次にこのように構成された上記第１の実施
例装置１０の作用，効果を説明する。

【００２１】図２に示すように７本のホトマル１を計算
領域２とした場合を例にして説明する。

【００２２】図２に示すように中央のホトマル１ａの端
側の点Ａ0 （ｘ0 ，ｙ0 ）に放射線が入射したとする
と、計算領域選択回路６は、アンプ５を介して入力され
たホトマル１の出力値を基に、最大強度の放射線を検出
したホトマル１ａを探し出す。次に計算領域選択回路６
は、同図に示すように７本のホトマル１を１ブロックと
して重心計算を行うための計算領域２を選択する。更に
計算領域選択回路６は、計算領域２内の７本のホトマル
１の出力値をＡ／Ｄ変換器７を介して重心計算回路８に
出力する。

【００２３】重心計算回路８は、各出力値に重み等を付
加して平均加算による重心計算を行い、その計算した結
果の位置Ａ1 （ｘ1 ，ｙ1 ）（図３参照）の信号を変換
回路１１に出力する。変換回路１１は、入力された位置
Ａ1 （ｘ1 ，ｙ1 ）に対応する変換値Ａ0 ′（ｘ0′，
ｙ0 ′）（図４参照）を変換データメモリ９を検索して
その変換値Ａ0 ′のデータを画像出力回路１２に出力す
る。画像出力回路１２は、ＣＲＴディスプレイの表示画
面の対応する位置に表示する。生体内に投与された放射
性源が移動又は集合するにつれ、上述のように各部は作
用し、ＣＲＴディスプレイの表示画面に放射線分布像が
放射性源の軌跡又は集合として現れ、計算領域２の縮退
歪みによるアーチファクトの発生の少ない良好な画像が
得られる。また計算領域２を狭い範囲に限定しているの
で単時間に画像が得られる。

【００２４】図５は本発明の第２の実施例の核医学診断
装置２０の概略ブロック図を示すものである。

【００２５】本装置２０は、図１に示す第１の実施例装
置１０と同様に構成されたシンチレータ４，多数のホト
マル１，多数のアンプ５，計算領域選択回路６，Ａ／Ｄ
変換器７，重心計算回路８，画像出力回路１２を備え、
重心計算回路８の前段にレスポンス補正回路２１を有し
て概略構成されている。

【００２６】図６は計算領域選択回路６が１９本のホト
マル１を１ブロックとして選択した場合の計算領域２２
を示す図、図７はレスポンス補正回路２１への入力値
（信号）を示す図、図８はレスポンス補正回路２１から
の出力値（信号）を示す図である。レスポンス補正回路
２１は、図７に示すように送出された信号の内重心計算
に影響しない範囲すなわち重心計算への寄与率の低い範
囲で設定されたしきい値Ｌｃ以下の信号をカットしてホ
トマル１のレスポンスを補正し、図８に示すような信号
を出力するものである。すなわちこのしきい値Ｌｃ以下
の信号をカットすると、原理的に放射線が入射した点か
ら半径ｒ1 以内からの出力信号を重心計算に用い、半径
ｒ1 以上離れた位置からの出力信号を零とし重心計算に
用いないこととなる。具体的には図６に示すように、計
算領域２２の中央のホトマル１ａの中心の点Ｂに放射線
が入射した場合は、このレスポンス補正回路２１は、計
算領域２２内のホトマル１の出力値の内、点Ｂから半径
ｒ1 にホトマル１の中心が含まれていないホトマル１ｉ
乃至１ｔの出力値を零とし、中央のホトマル１ａとその
周辺のホトマル１ｂ乃至１ｇが検出した信号のみが重心
計算に用いられるようにしている。また計算領域２２の
中央のホトマル１ａの放射線源が位置する真の領域２３
の端の点Ｃに放射線が入射した場合も、計算領域２２内
のホトマル１の出力値の内、点Ｃから半径ｒ1 にホトマ
ル１の中心が含まれていないホトマル１ｉ乃至１ｏの出
力値を零とし、中央のホトマル１ａとその周辺のホトマ
ル１ｂ乃至１ｇ及び１ｐ乃至１ｔのみが重心計算に用い
られるようにしている。このようにして放射線が入射し
た点Ｂ，Ｃを中心とする対称位置にあるホトマル１から
の出力値を重心計算に用いるようにし、縮退歪みの発生
を防ぐようにしている。またしきい値Ｌｃは、計算領域
２２の形状，ホトマル１の直径等により異なるが、表示
画面における計算領域２２間の連続性を指標として最適
値を求めることができる。なお、ホトマル１の出力値の
低強度の部分は、図７に示すように通常ノイズ成分（ノ
イズレベルＬｎ）を伴っており、このノイズ成分もカッ
トされ、計算精度を上げることができる。従ってしきい
値ＬｃがノイズレベルＬｎより小さい場合は、しきい値
ＬｃはノイズレベルＬｎとして決定される。

【００２７】次にこのように構成された上記第２の実施
例装置２０の作用，効果を説明する。

【００２８】図６に示すように１９本のホトマル１を計
算領域２２とした場合を例にして説明する。

【００２９】計算領域２２の中央のホトマル１ａの真の
領域２３の端Ｃに放射線が入射したとする。計算領域選
択回路６は、第１の実施例装置１０と同様に各ホトマル
１の出力値を基に、最大強度の放射線を検出したホトマ
ル１ａを探し出し、図６に示すように１９本のホトマル
１を１ブロックとして計算領域２２を選択する。更に計
算領域選択回路６は、計算領域２２内のホトマル１の出
力値をＡ／Ｄ変換器７を介してレスポンス補正回路２１
に出力する。

【００３０】レスポンス補正回路２１は、計算領域２２
内のホトマル１の出力値のしきい値Ｌｃ以下をカットし
て重心計算回路８に出力する。重心計算回路８にホトマ
ル１のレスポンスが補正された信号が入力されると重心
計算回路８は、第１の実施例装置１０と同様に重心計算
を行い、その計算結果を画像出力回路１２に出力する。
画像出力回路１２は、ＣＲＴディスプレイの表示画面の
対応する位置に表示する。従って上記のように半径ｒ1
を選択すれば、Ｂ点，Ｃ点共にそれぞれの点を中心とし
て、重心計算に用いられるホトマル１が対称に分布する
ため、重心計算も放射線の入射位置に対して幾何学的に
対称に行われる。このため第１の実施例装置１０と同様
にＣＲＴディスプレイの表示画面に計算領域２２の縮退
歪みによるアーチファクトの発生の少ない良好な画像が
単時間に得られる。

【００３１】なお、本発明は上記実施例に限定されず、
その要旨を変更しない範囲内で種々に変形実施できる。
例えば、図１に示す第１の実施例装置１０においてＡ／
Ｄ変換器７を重心計算回路８の後段に接続し、重心計算
回路８はアナログ回路により構成してもよい。

【００３２】

【発明の効果】以上詳述した請求項１記載の発明によれ
ば、重心計算による計算値の縮退歪みを解消するように
しているので、生体内に投与された放射線源の位置をア
ーチファクトの発生が少なく、回路規模が小さく、か
つ、単時間に表示画面に表示できる核医学診断装置を提
供することができる。

【００３３】また請求項２記載の発明によれば、重心計
算による縮退歪みのある計算値を真の値に変換して計算
値の縮退歪の発生を解消しているので、請求項１記載と
同様の効果を奏する。

【００３４】更に請求項３記載の発明によれば、重心計
算への寄与率が低い低強度の信号を除去し、真の位置を
中心として対称の位置にある検出素子からの出力値を基
に重心計算をして縮退歪の発生を防ぐようにしているの
で、請求項１記載と同様の効果を奏する。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の第１の実施例の核医学診断装置の概略
ブロック図である。

【図２】本発明の第１の実施例の核医学診断装置の変換
回路の作用を示す図である。

【図３】本発明の第１の実施例の核医学診断装置の変換
回路の作用を示す図である。

【図４】本発明の第１の実施例の核医学診断装置の変換
回路の作用を示す図である。

【図５】本発明の第２の実施例の核医学診断装置の概略
ブロック図である。

【図６】本発明の第２の実施例の核医学診断装置のレス
ポンス補正回路の作用を示す図である。

【図７】本発明の第２の実施例の核医学診断装置のレス
ポンス補正回路への入力信号を示す図である。

【図８】本発明の第２の実施例の核医学診断装置のレス
ポンス補正回路の出力信号を示す図である。

【図９】ホトマルの配列状態を示す平面図である。

【図１０】従来例の核医学診断装置による重心計算を示
す説明図である。

【符号の説明】

１ ホトマル（検出素子） ８ 重心計算回路 ９ 変換データメモリ（歪み解消手段） １１ 変換回路（歪み解消手段） １０，２０ 核医学診断装置 ２１ レスポンス補正回路（歪み解消手段）

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 津田 和宏 栃木県大田原市下石上1385番の１ 株式会 社東芝那須工場内

Claims (3)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 放射線を検出する多数の検出素子と、前
   記多数の検出素子の内最大強度の放射線を検出した検出
   素子及びこの検出素子周辺の所定数の検出素子を選択す
   る選択手段と、この選択手段により選択された検出素子
   が出力する検出値を基に、生体内に投与された放射線源
   の位置を重心計算により求める重心計算手段と、この重
   心計算手段が求めた位置を表示画面上の対応する位置に
   表示する核医学診断装置において、前記重心計算による
   計算値の縮退歪みを解消する歪み解消手段を有すること
   を特徴とする核医学診断装置。
2. 【請求項２】 前記歪み解消手段は、前記重心計算によ
   る計算値と真の値とを対応付けて前記多数の検出素子が
   配置された全領域に亘って予め記憶する記憶手段と、前
   記重心計算手段が求めた計算値を前記記憶手段が記憶す
   る真の値に変換する変換手段とを有する請求項１記載の
   核医学診断装置。
3. 【請求項３】 前記歪み解消手段は、前記検出素子が出
   力する検出値の所定強度以下を除去して前記重心計算手
   段に入力する請求項１記載の核医学診断装置。