(57)【要約】  例えばＳＰＥＣＴ及びＰＥＴのような電波放射に基づく撮像と共に使用するための減衰を補正した画像再構成の方法が提供される。この方法は、測定したエミッション投影データを収集するステップを有する。このエミッション投影データ、エミッション投影データの再構成及び先験的な器官の情報は、撮像される被験者の身体領域の推定を形成するために一括して解析される。前記身体領域の各ボクセルは次いで、最初の減衰マップの推定を形成するために減衰係数を均一に割り当てられる。最初のエミッションの仮定も前記エミッション投影データの再構成に基づいて形成される。この最初のエミッションの仮定及び最初の減衰マップの推定は次いで、処理及び洗練され、画像再構成を形成する。
2011503570.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
撮像される被験者のエミッション投影データの画像再構成を用いて、減衰補正に使用するための減衰マップの推定を形成する方法において、
前記撮像される被験者の外側の体輪郭の推定を形成するステップ、
前記撮像される被験者の器官の境界の推定を形成するステップ、
前記外側の体輪郭の推定及び前記器官の境界の推定に基づく、前記撮像される被験者の三次元の身体領域の推定を形成するステップであり、前記身体領域の推定は複数のボクセルから構成され、各ボクセルは複数の身体領域標識の１つを割り当てられているステップ、並びに
前記身体領域の推定の各ボクセルに当該ボクセルの前記身体領域標識に基づく減衰係数を割り当てるステップ
を有する方法。
【請求項２】
前記器官の境界の推定を形成するステップは、活動エリアに対し前記エミッション投影データの再構成画像を解析するステップを有する請求項１に記載の方法。
【請求項３】
前記三次元の身体領域の推定を形成するステップはさらに、先験的な器官の知識を解析することにより、前記器官の境界の推定をさらに洗練するステップを有する請求項２に記載の方法。
【請求項４】
各身体領域標識は、単一の減衰係数に対応している請求項１に記載の方法。
【請求項５】
各ボクセルに割り当てられる前記減衰係数は、前記ボクセルの前記身体領域標識に対応する既定の減衰係数の範囲から選択される請求項１に記載の方法。
【請求項６】
各ボクセルに割り当てられる前記減衰係数は、前記撮像される被験者の少なくとも１つの身体的特徴に基づいて選択される請求項１に記載の方法。
【請求項７】
前記減衰マップは、ＳＰＥＣＴ画像再構成又はＰＥＴ画像再構成を用いて、減衰補正に使用するために形成される請求項１に記載の方法。
【請求項８】
前記三次元の身体領域の推定を形成するステップはさらに、先験的な器官の知識を解析することにより、前記器官の境界の推定をさらに洗練するステップを有する請求項１に記載の方法。
【請求項９】
前記三次元の身体領域の推定を形成するステップはさらに、前記器官の境界の推定を前記外側の体輪郭の推定に空間的に関連付けることにより、前記器官の境界の推定をさらに洗練するステップを有する請求項８に記載の方法。
【請求項１０】
医用画像診断装置に関連して使用する画像再構成の方法において、
エミッション投影データを収集するステップ、
前記エミッション投影データの再構成からエミッションマップの推定を形成するステップ、
減衰マップの推定を形成するステップ、及び
前記エミッションマップの推定及び前記減衰マップの推定を反復再構成するステップを有する方法において、
前記減衰マップの推定を形成するステップは、
前記撮像される被験者の外側の体輪郭の推定を形成するステップ、
前記撮像される被験者の器官の境界の推定を形成するステップ、
前記外側の体輪郭の推定及び前記器官の境界の推定に基づく、前記撮像される被験者の三次元の身体領域の推定を形成するステップであり、前記身体領域の推定は複数のボクセルから構成され、各ボクセルは複数の身体領域指標の１つを割り当てられているステップ、並びに
前記身体領域の推定の各ボクセルに当該ボクセルの前記身体領域指標に基づく減衰係数を割り当てるステップ
を有する方法。
【請求項１１】
前記エミッションマップの推定及び前記減衰マップの推定の同時の反復再構成をさらに有する請求項１０に記載の方法。
【請求項１２】
前記器官の境界の推定を形成するステップは、活動エリアに対し前記エミッション投影データの再構成画像を解析するステップを有する請求項１０に記載の方法。
【請求項１３】
前記三次元の身体領域の推定を形成するステップはさらに、先験的な器官の知識を解析することにより、前記器官の境界の推定をさらに洗練するステップを有する請求項１２に記載の方法。
【請求項１４】
各身体領域標識は、単一の減衰係数に対応している請求項１０に記載の方法。
【請求項１５】
各ボクセルに割り当てられる前記減衰係数は、前記ボクセルの前記身体領域標識に対応する既定の減衰係数の範囲から選択される請求項１０に記載の方法。
【請求項１６】
各ボクセルに割り当てられる前記減衰係数は、前記撮像される被験者の少なくとも１つの身体的特徴に基づいて選択される請求項１０に記載の方法。
【請求項１７】
前記医用画像診断装置は、ＳＰＥＣＴ撮像装置又はＰＥＴ撮像装置を有する請求項１０に記載の方法。
【請求項１８】
前記三次元の身体領域の推定を形成するステップはさらに、先験的な器官の知識を解析することにより、前記器官の境界の推定をさらに洗練するステップを有する請求項１０に記載の方法。
【請求項１９】
前記三次元の身体領域の推定を形成するステップはさらに、前記器官の境界の推定を前記外側の体輪郭の推定に空間的に関連付けることにより、前記器官の境界の推定をさらに洗練するステップを有する請求項１８に記載の方法。
【請求項２０】
前記エミッションマップの推定及び前記減衰マップの推定を反復再構成するステップの各反復は、
推定されるエミッション投影を形成するために、前記エミッションマップの推定及び前記減衰マップの推定を前投影するステップ、
推定されるエミッション投影補正を形成するために、前記推定されるエミッション投影を前記エミッション投影データと比較するステップ、
逆投影エミッション投影補正を形成するために、前記推定されるエミッション投影補正及び前記減衰マップの推定を逆投影するステップ、並びに
前記減衰マップの推定に対する補正を計算するために、前記エミッション投影データ、前記減衰マップの推定及び有効ソース情報を解析することにより更新した減衰マップの推定を形成するステップ、
を有する請求項１１に記載の方法。
【請求項２１】
エミッション投影データを記憶するためのエミッションメモリ
前記エミッション投影データの再構成から形成されるエミッションマップの推定を記憶するための画像メモリ、
減衰マップの推定を記憶するための減衰メモリ、
最後のエミッションマップを得るために、前記エミッションマップの推定及び前記減衰マップの推定を反復再構成するためのデータ処理器、並びに
前記最後のエミッションマップから前記撮像される被験者の再構成画像を描画するための表示装置
を有する医用画像診断装置において、前記減衰マップの推定は、
前記撮像される被験者の外側の体輪郭の推定を形成するステップ、
前記撮像される被験者の器官の境界の推定を形成するステップ、
前記外側の体輪郭の推定及び前記器官の境界の推定に基づく、前記撮像される被験者の三次元の身体領域の推定を形成するステップであり、前記身体領域の推定は複数のボクセルから構成され、各ボクセルは複数の身体領域標識の１つを割り当てられているステップ、並びに
前記身体領域の推定の各ボクセルを当該ボクセルの前記身体領域標識に基づく減衰係数を割り当てるステップ
を有する方法により得られる医用画像診断装置。
【請求項２２】
前記医用画像診断装置は、ＳＰＥＣＴ撮像装置又はＰＥＴ撮像装置を有する請求項２１に記載の装置。
【請求項２３】
先験的な器官の知識を記憶するための参照メモリをさらに有する請求項２１に記載の装置。
【請求項２４】
減衰係数の集合を記憶するための参照メモリをさらに有する請求項２１に記載の装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本出願は一般的に、撮像技術に関し、特に電子画像再構成に使用する減衰マップの形成に関する。本出願は、例えばＣＴ又はＭＲのようなもう１つの撮像モダリティからの追加の透過測定、又は例えばＳＰＥＣＴ(single-photon emission computed tomography)スキャナに取り付けられる線源又は点源のような追加の透過線源を必要としないＳＰＥＣＴ撮像に少なくとも応用され、これらを特に参照して説明される。しかしながら、ＰＥＴ(positron emission tomography)及び他の技術を含むが、それらに限定されない他の電波放射に基づいた撮像と共に使用する減衰マップを形成することにもより一般的に応用される。
【０００２】
電波放射に基づいた撮像装置、例えばＳＰＥＣＴ又はＰＥＴ撮像装置は、例えば患者に投与される放射性医薬品のような放射性同位元素から放出される電磁放射線を検出する検出器を含んでいる。これら検出器は一般に、前記同位元素から放出されたガンマ線と相互作用して、"事象(event)"として知られる可視光スペクトルの光子を生成するシンチレーション結晶材料のシートを含む。
【背景技術】
【０００３】
従来のＳＰＥＣＴの研究、例えば患者の器官の研究において、患者に投与される放射性同位元素は、研究すべき身体の特定の器官又は領域で吸収されるように順応する。このとき患者は、ＳＰＥＣＴシステムの撮像ベッド上に置かれている。１つ以上の検出器を含んでいるガンマ又はシンチレーションカメラは、患者の長軸の周りを回転し、この軸の周りの様々な角度方向で患者の身体からのガンマ線の放射を検出する。結果生じるデータは、（投影図、投影画像又はサイノグラムとも呼ばれる）複数の二次元画像の組を形成するのに用いられる。（ＳＰＥＣＴ画像又はトモグラフィック画像として知られる）患者内における放射性同位元素の分布の三次元のＳＰＥＣＴ画像は、この二次元画像の組に基づいて計算されることができる。この計算処理は画像再構成として知られている。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
しかしながら、放射性同位元素から放出される光子の大部分は、放射線源と検出器との間にある組織又は他の物質と相互作用する。この相互作用は一般に、幾つかの光子が検出器に到達するのを妨げたり（減衰）、幾つかの光子の方向を変えたり（散乱）する。減衰及び散乱の程度は、患者毎に異なり、放射線源と検出器との間にある物体の身体的特徴（すなわち骨、筋肉、器官組織等）に依存する。減衰及び散乱の結果として、ＳＰＥＣＴ撮像装置から得られる定量的データは、患者の身体内にある放射性同位元素の分布を正確に示すように正しく処理されなければならない。
【０００５】
撮像される被験者を放射線が通過するので、放射される放射線の減衰及び散乱は、減衰補正として知られる処理の画像再構成中に占められる。減衰補正は現在、核医学画像再構成の不可欠な部分である。この目的のために、撮像される被験者の減衰マップ（μマップ）は、（Philips Astonishソフトウェアプログラムを用いて行われるような）再構成処理中の減衰補正に用いられるように有利に提供される。ＳＰＥＣＴにおける減衰補正に対する多くの従来技術は、身体の減衰補正は一様であると仮定している。しかしながら、人間の身体は放射線の減衰に関し均質ではなく、減衰係数は、質量、密度及び他の特徴が変化するために、身体の別々のエリアに対し大いに変化するので、これは過度の簡略化である。従って、全身を通じて一様な減衰係数を仮定することは、しばしば画像再構成に誤差を取り入れることになる。
【０００６】
撮像される被験者のより正確な減衰マップは、もう１つの撮像モダリティ、例えば撮像される被験者から取得されるＣＴ又はＭＲ撮像データを用いて形成することができる。このような撮像データは、例えばＸ線管により発生するＸ線又はＧｄ−１５３線源により発生する放射線のような放射線が被験者を透過するように配される放射線源を用いて取得される。透過型ＣＴの投影データにより生成するＣＴ画像は、前記撮像する被験者を透過した放射線の吸収を示す。このような放射線の吸収は、放射性医薬品により放射されるガンマ線の吸収に定性的に類似している。例えばＸ線及びガンマ線は共に軟組織に比べ、骨によって多く吸収される。結果として、ＣＴ撮像データは、前記放射性医薬品により放射されるガンマ線に対する減衰マップを推定するのに用いられることができる。同様の透過データは、専用の外部ＳＰＥＣＴスキャナのハードウェア拡張、例えばＳＰＥＣＴスキャナに取り付けられるＧｄ線源又は点源を使用することにより得ることもできる。
【０００７】
減衰マップを形成するのに上記追加の外部放射線源（例えばＸ線又はガンマ線）を使用することは、幾つかの欠点を有する。これらの方法、特にＣＴの使用は、患者への高い放射線被ばくとなり、これは安全上の懸念からかなりの欠点となる。追加の撮像モダリティ、例えばＣＴを使用するもう１つの欠点は、混合したモダリティのスキャナ（例えばＳＰＥＣＴ／ＣＴスキャナ）でＳＰＥＣＴ及びＣＴの両方の走査を同時に行うのではなく連続して行う場合、ＣＴデータ及びＳＰＥＣＴデータを位置合わせすることの難しさである。２つの画像の如何なるずれも再構成される画像の診断価値を低下させる誤った放射線減衰情報を供給する。さらに、ＳＰＥＣＴ及びＣＴの両方の走査が同時に（並行して）行われる場合、外部の透過同位元素の必要性が患者に効果的に投与され得る放射性医薬品の種類を制限することがある。その上、外部の透過線源の使用は、関連する維持必要量を持つ追加のハードウェアを付加する。最後に、診断画像品質を備えるＣＴ撮像装置を使用する場合、データは、画像再構成処理に時間及び費用を加えて
（関連する準拠法に応じて）医師により判断されなければならない。
【０００８】
ＳＰＥＣＴのエミッションデータは、減衰マップが追加の透過線源を必要とせずにそこから理論上得られる情報を含んでいることが一般に知られている。エミッションデータから減衰マップを得るための幾つかの技術が発達している。例えば、Y.Censor, D.E.Gustafson, A.Lent及びH.Tuy著、"A New Approach to the Emission Computerized Tomography Problem: Simultaneous Caluculation of Attenuation and Activity Coefficients", IEEE Trans. Nucl. Sci., Vol.26, pp.2775-2779(1979)、J.Nuyts, P.Dupont, S.Stroobants, R.Benninck, L.Mortelmans及びP.Suetens著、"Simultaneous Maximum a Posteriori Reconstruction of Attenuation and Activity Distribution form Emission Sinograms", IEEE Transactions On Medical Imaging, Vol.140, pp.393-403(1999)、F.Natterer著、"Determination of Tissue Attenuation in Emission Tomography of Optically Dense Media", Inverse Problems, Vol.9, pp.731-736(1993)及びA.V.Brinnikov著、"Reconstruction of Attenuation Maps Using Descrete Cosistency Conditions", IEEE Transactions On Medical Imaging, Vol.19, No.5, pp.451-462(2000)に含まれている。減衰マップを形成するのにＳＰＥＣＴのエミッションデータを利用するもう１つの方法は、発明の名称が"Source-Assisted Attenuation Correction for Emission Computed Tomography"である米国特許番号US6,310,968号に開示され、本特許の全開示は参照することによりこれに含まれるものとする。追加の反復技術、例えば最尤推定−期待値最大化(ML-EM: Maximum likelihood expectation maximization)再構成及び反復重み付き最小２乗法(WLS/CG: iterative weighted least square/conjugate gradient)再構成、並びに様々な他の方法も使用されている。上述した技術の各々は、計算集約型であり、終了するのに大量の時間及び計算能力を必要とする。従って、これらの商業的利用は、二次元画像の再構成に大きく制限されてきた。故に、より少ない時間及び計算能力を必要とするより早い反復再構成方法を提供することが利点であり、これは、三次元の画像再構成に商業的利用を見つけ出す。
【課題を解決するための手段】
【０００９】
本発明の１つの態様によれば、エミッションデータを利用し、追加の透過測定を必要とせずに減衰マップを形成する方法が提供される。
【００１０】
本発明のもう１つの態様によれば、画像再構成方法が提供される。減衰マップは、エミッションデータを利用し、追加の透過測定を必要とせずに形成される。取得したＳＰＥＣＴ及びＰＥＴのエミッションデータは、減衰マップ並びに同じデータに基づいてエミッションマップ及び減衰マップを同時に再構成する反復再構成方法を用いてＳＰＥＣＴ又はＰＥＴ画像に再構成される。
【００１１】
本発明のもう１つの態様によれば、前記方法を実施するための撮像システム及び装置が提供される。
【００１２】
ある利点は、さらに正確な減衰マップを形成することにある。もう１つの利点は、さらに正確なＳＰＥＣＴ、ＰＥＴ又は他の電波放射に基づく撮像データの再構成にある。もう１つの利点は、減少した画像アーチファクトにある。さらにもう１つの利点は、追加の透過走査が必要ないので、患者の放射線の被ばくが減少することにある。多数の追加の利点及び恩恵は、好ましい実施例の以下の詳細な説明を読むことで、当業者に明らかとなるだろう。
【００１３】
本発明は、様々な構成要素及びこれら構成要素の配列、並びに様々な処理動作及び処理動作の配列の形式をとってもよい。
【００１４】
図面は、好ましい実施例を説明することだけを目的とし、本発明を制限すると考えるべきではない。
【図面の簡単な説明】
【００１５】
【図１】例示的なＳＰＥＣＴ撮像システム。
【図２】本発明による減衰マップの推定を形成するのに使用される一続きのステップを説明する流れ図を示す。
【図３】本発明による減衰マップの推定を形成するのに使用される一続きのステップを説明する流れ図を示す。
【図４】本発明による減衰マップの推定を形成するのに使用される一続きのステップを説明する流れ図を示す。
【図５】本発明による減衰マップの推定を形成するのに使用される一続きのステップを説明する流れ図を示す。
【図６】減衰マップにおける三次元のボクセル配列の概略図。
【発明を実施するための形態】
【００１６】
本出願の医療診断撮像システム及び装置は、一般的に例えばＳＰＥＣＴスキャナ又はＰＥＴスキャナのような、放射された光子の空間的、時間的及び／又は他の特徴を検出並びに記録する如何なる核医学スキャナである。特に、図１を参照すると、例示的な実施例において、核画像診断装置又はスキャナ１００はＳＰＥＣＴ撮像システムである。このＳＰＥＣＴ撮像システム１００は、例えばテーブル又は寝台のような被験者支持台１１０を含み、この支持台が検査及び／又は撮像される被験者、例えばファントム(phantom)又は患者を支持並びに位置決める。静止ガントリ１２０は、取り付けられている回転ガントリ１３０を保持している。この回転ガントリ１３０は、被験者を収容する開口１４０を規定する。１つ以上の検出器のヘッド１５０は、回転ガントリ１３０に取り付けられている。回転ガントリ１３０及び検出器のヘッド１５０は、前記被験者を収容する開口１４０（及び開口内に置かれる場合は患者）の周りを回転するように順応している。
【００１７】
前記検出器のヘッド１５０の各々は、前記被験者を収容する開口１４０に向いた放射線受信面を持ち、入射する放射線に応じて光の閃光又は光子を放射するシンチレーション結晶、例えば大量にドープされたヨウ化ナトリウム結晶を含んでいる。光電子増倍管又は他の適切な光検出器のアレイは、光を受信し、その光を電気信号に変換する。レゾルバ(resolver)回路１７０は、光の各閃光のｘ、ｙ座標及び入射放射線のエネルギーに分解する。言い換えると、放射線がシンチレーション結晶に当たり、このシンチレーション結晶にシンチレーションを行わせる、すなわち放射線に反応して光子を放射させる。前記光子は前記光電子増倍管に向けられる。この光電子増倍管の相対出力が処理及び補正され、（ｉ）各放射事象が受信される検出器のヘッドの位置座標、及び（ｉｉ）各事象のエネルギー又は"活動(activity)"を示す出力信号を生成する。前記エネルギー又は活動は、様々な型の放射線、例えば多重放出放射線源、不要及び二次放出放射線を区別する、並びに雑音を除去するのに用いられる。
【００１８】
任意に、検出器のヘッド１５０は、この検出器のヘッド１５０の放射線受信面上に取り付けられた機械式コリメータ１６０を含む。このコリメータ１６０は好ましくは、放射線吸収羽根のアレイ又は格子を含み、これは集められているデータの型に従って選択される光線（すなわち平行ビーム、扇ビーム及び／又は円錐ビーム）に沿って進んでいない放射線を検出器のヘッド１５０が受信することを禁止する。ある実施例において、前記コリメータ１６０は、検出器のヘッド１５０の放射線受信面に垂直な光線に沿って進んでいない如何なる放射線も前記検出器のヘッド１５０が受信することを禁止する。代替的に、他のコリメーション形状が用いられることも可能である。
【００１９】
従来のＳＰＥＣＴ撮像の研究において、１つ以上の放射性医薬品又は放射性同位元素は、上述したように、発光放射線がそこから放射されるように撮像される被験者に投与される。運転中、前記検出器のヘッド１５０は、複数の方向から放射線を観測するために、被験者の周りを回転又は割送り(indexed)される。例えば、前記回転ガントリ１３０及び検出器のヘッド１５０は、３６０°の回転以内の複数の不連続な位置で走査を行う所与の研究中、撮像される被験者の周りを完全に３６０°回転してもよい。ガントリ１３０及び検出器のヘッド１５０は、小さな弧の上を回転してもよいし、又は撮像される被験者の周りを複数回回転させてもよいことを理解すべきである。
【００２０】
複数の二次元画像（投影図とも呼ばれる）は、回転ガントリ１３０の回転中に規定の地点で、通例３から６°毎に取得される。検出器のヘッドにより受信されるエミッション投影データ（又は測定したサイノグラム）は、レゾルバ回路１７０又は他の装置により並べ替えられ、撮像処理器１８１のエミッションメモリ１８０に記憶される。この撮像処理器１８１のＳＰＥＣＴ再構成データ処理器１８２は次いで、例えば（二次元画像スライス又は二次元画像スライスの平行アレイの）ピクセル又は（三次元画像の）ボクセルのような画像素子から構成されるＳＰＥＣＴ画像を生成するために、前記複数の投影図に再構成アルゴリズムを適用するために用いられる。このような再構成アルゴリズムは、例えばフィルタ逆投影、反復再構成アルゴリズム、フーリエ変換に基づく再構成アルゴリズム又は他の再構成アルゴリズムを含んでもよい。しかしながら、上述したように、前記エミッション投影データは一般に、減衰及び散乱により引き起こされる不正確さを含んでいる。この理由により、以下の減衰補正手続きが提案される。
【００２１】
図２を参照すると、前記再構成処理の第１の反復に備えて、第１の減衰マップの推定が形成される。検出器のヘッド１５０により記録され、エミッションメモリ１８０に記憶される前記エミッション投影データ又は測定したサイノグラム２１０（又は"Ａ"）は、データ処理器１８２により利用され、撮像される被験者の外側の体輪郭の推定を形成する。さらに、既知の再構成技術、例えばＯＳＥＭ(Ordered Subject Expectation Maximization)は、エミッション投影データ２１０を再構成するのに用いられる。ＯＳＥＭ以外の追加の方法が用いられてもよいことを理解すべきである。この最初の再構成に対し、患者の全身を通して軟組織に対応する一定の減衰係数が仮定される。再構成されたＳＰＥＣＴ画像は、前記外側の体輪郭の推定をさらに正確にするのに用いられ、撮像される被験者の器官の境界の推定を作成するために活動エリアに対し解析が行われ、これにより前記外側の体輪郭及び器官の境界の推定２２０を生じる。これらの計算を簡単にするために、前記推定される外側の体輪郭は任意に、凸型形状に限定されてもよい。
【００２２】
器官形状のデータベース又は（例えば器官の位置、方位、サイズ及び形状等のような）先験的な器官の知識の他のカタログ化したソースから得られる器官形状のモデル２３０は、前記推定される器官の境界をさらに正確にするのに用いられる。上記データベースの例は、肺、骨、腸、心臓及び肝臓のような内部の身体構造に関する先験的な知識を含む。上記データベースの１つの例は、ＮＣＡＴファントム(http://www.bme.unc.edu/~wsegars/)である。これらデータベースの幾つかは、時間による器官の運動及び患者の性別を占めている。器官の形状モデル２３０は外部のデータベースから得られてもよいし、又はＳＰＥＣＴ撮像システム１００の撮像処理器１８１内において任意の参照メモリ１８４に内在的に記憶されてもよいことを理解すべきである。推定される外側の体輪郭及び器官の境界２２０並びに器官形状のモデル２３０は、複数のボクセルから構成される三次元の輪郭マップ又はメッシュの形式で、撮像される被験者の全身領域２４０の推定を生成するように一括して解析される。これは例えば、器官と推定される外側の体輪郭との間の空間的関係、ＯＳＥＭで再構成された画像により器官の推定される位置、サイズ、方位及び形状、並びに先験的な器官の知識２３０の解析を含む。このようにして、３Ｄメッシュの各ボクセルは、例えば心臓、肝臓、骨、骨格筋又は他の組織形式のような幾つかの潜在的な身体領域の１つの形式に割り当てられている。特定の患者が既に撮像された場合、その事前データはこの推定を改善するのに用いられることができる。
【００２３】
最初に一度決めると、３Ｄメッシュのこれらボクセルの位置、サイズ及び形状は一般にそれ以降変更されない。言い換えると、幾つかの実施例において、ボクセルの数が一定（すなわちボクセルが結合又は重複しない、ボクセルが分割しない等）であるので、単に３Ｄメッシュのボクセルのトポロジー保存適応が実行されるだけである。しかしながら、前記再構成処理中に局所的なボクセル構造及びメッシュノード密度の動的適応に基づく"非拘束格子"手法も存在している。この提案される方法は、このような"非拘束格子"手法を支援するために代替実施例に適応されることができる。前記格子が活動分布に対する中間の再構成結果に従って変更されるたびに、この適応は減衰係数分布を示す構造に適用されることも可能である。次いで、両方の非拘束格子が合致し、ここに説明されるように前記再構成方法が続けられる。
【００２４】
先験的な知識に基づいて、身体領域の各形式は、１つの減衰係数を割り当てられ、減数係数の集合２５０を生成する。特定の身体領域に割り当てられる減衰係数は、その身体の特定領域から予想される平均減衰を示す。例えば、骨格筋は一般に骨よりも密度が小さく、放出放射線の僅かな減衰となるので、"骨格筋"の減衰係数は、"骨"の減衰係数よりもおそらくは小さいだろう。計算を簡単にして、それにより有用な画像を生成する時間を減少させるために、各身体領域は、ある１つの減衰係数を割り当てられる。この場合、３Ｄメッシュの特定のボクセルが特定の身体領域に一度割り当てられると、そのボクセルに対する減衰係数は自動的に決められる。例えば、骨に対応するよう推定される身体領域の推定２４０におけるボクセルの各々は、同じ"骨"の減衰係数を割り当てられ、肺に対応するよう推定される身体領域の推定２４０におけるボクセルの各々は、同じ"肺"の減衰係数を割り当てられる等である。これにより全ての別個の身体領域は１つの減衰値を均一に割り当てられる。
【００２５】
しかしながら、代替実施例において、各身体領域は、その身体領域に対応する減衰係数の範囲から選択される減衰係数を割り当てられる。例えば、骨に対応するよう推定される身体領域の推定２４０におけるボクセルの各々は、特定のボクセルのある特徴、例えば外側の体輪郭に対するボクセルの位置、推定される骨の境界に対するボクセルの位置等に基づく既定の"骨"の減衰係数の範囲から選択される減衰係数を割り当てられる。この場合、３Ｄメッシュの特定のボクセルが一度特定の身体領域に割り当てられると、その特定の身体領域に対する減衰係数の範囲からそのボクセルに対する減衰係数を選択するように、追加の選択処理が実行される。
【００２６】
身体領域の推定２４０のボクセルの各々が一度減衰係数を割り当てられると、三次元の減衰マップの推定又はμマップ２６０（又は"Ｂ"）を作成するために、この情報はコンパイルされる。ある実施例において、この減衰マップの推定２６０は、ＳＰＥＣＴ撮像装置１００の撮像処理器１８１において減衰メモリ１８６に内在的に記憶される。一般的に、減衰マップの推定２６０にあるボクセル数は、再構成に用いられる特定のエミッションマップのボクセル（又は粒度）数に基づいて決められる。この減衰マップの推定２６０は、幾つかの実施例においてエミッションマップとして同数のボクセルを持ってもよい（例えば減衰マップが１２８×１２８ボクセルのマップであり、エミッションマップが１２８×１２８ボクセルのマップでもよい）。代替的に、前記減衰マップの推定２６０は、エミッションマップとは異なる数のボクセルを持ってもよい。この場合、前記減衰マップの推定２６０は通例、エミッションマップよりも２倍粒度が劣り（例えば、エミッションマップが１２８×１２８ボクセルのマップである場合、６４×６４ボクセルの減衰マップの推定が形成される）、エミッションマップを減衰マップの推定２６０への効率的な位置合わせを可能にする。
【００２７】
上述した減衰係数２５０は、様々なソースから得られる。既に述べたように、ある実施例において、減数係数２５０は、各身体領域の名称（すなわち心臓、肺、他の器官、筋肉、骨又は他の組織形式）に対し１つの減衰係数を含むデータベース、又は各身体領域の名称に対する減衰係数の範囲を含むデータベースの形式でもよい。追加の実施例において、減衰係数２５０は、これら係数が特定の撮像される被験者により正確に合わせられることを可能にするようにカスタマイズされてもよい。このカスタマイズを提供するために、前記減衰係数２５０は撮像される被験者の様々な特徴（すなわち、年齢、大きさ、体重、性別等）に基づいて選択されてもよい。所与の撮像される被験者に適切な減衰係数２５０は、この撮像される被験者の特徴に基づくこの集合から選択されてもよい。しかしながら、好ましくは、特定の撮像される被験者にとって、各身体領域に対し１つの減衰係数又は係数の範囲だけが選択される。器官形状のモデル２３０のように、減衰係数２５０は、外部のデータベースから得られてもよいし、又はＳＰＥＣＴ撮像システム１００内において任意の参照メモリ１８４に内在的に記憶されてもよい。
【００２８】
図３を参照すると、最初のエミッションの仮定３１０が上述したＯＳＥＭ再構成から又はもう１つの再構成方法から得られる（及び内臓画像メモリ１９０に任意に記憶される）。この最初のエミッションの仮定３１０及び前記減衰マップの推定"Ｂ"は同時に反復再構成を受ける。データ処理器１８２は、推定されるエミッション投影３２０を得るために、前投影アルゴリズムを前記最初のエミッションの仮定３１０及び減衰マップの推定"Ｂ"に適用するのに利用される。この推定されるエミッション投影３２０は次いで、測定したエミッション投影データ"Ａ"と比較される。前記推定されるエミッション投影データ３２０に必要な補正は、更新した推定される補正３３０を得るために、この比較に基づいて実行される。例えば、前記補正は、標準的なＭＬ−ＥＭ／ＯＳ−ＥＭアルゴリズムの逆投影ステップに類似して計算される。この補正は次いで、測定及び推定したサイノグラムデータの点別除算(point-wise division)として行われる。更新した推定される補正３３０は次いで、前記推定マップ３４０（又は"Ｃ"）に対する逆投影補正を得るために、前記減衰マップの推定"Ｂ"と一緒に逆投影される。図５に示されるように、これら逆投影補正３４０は、更新した推定されるエミッションマップ５１０を得るために、前記推定されるエミッションマップを用いた点別乗算を用いて適用される。ここに示されるＭＬ−ＥＭ／ＯＳ−ＥＭアルゴリズムは、以下のように用いられる。
【数１】
2011503570.tif 000003
【００２９】
図４を参照すると、更新した減衰マップの推定が形成される。最初に、エミッション投影データ"Ａ"、最初の減衰マップの推定"Ｂ"及び任意で有効ソース情報４１０が一括して解析及び比較され、減衰マップの補正４２０を形成する。有効ソース情報は、散乱をモデリングする１つの既知の方法である。ある実施例において、有効ソース情報４１０は、前記エミッションの仮定３１０及び減衰マップの推定"Ｂ"の前投影中に計算される。様々な実施例において、前記減衰マップの推定４２０は様々なアルゴリズムを用いて得られる。例えば、以下のアルゴリズムは、
【数２】
2011503570.tif 000004
を利用し、ここで
【数３】
2011503570.tif 000005
であり、
Ｊ：検出器のヘッド１５０における全ての検出器のビン(bin)の位置のインデックス空間ｊ∈Ｊ
Ｉ：３Ｄメッシュ内の全ボクセルのインデックス空間、ｉ∈Ｉ
Ｐｊ：検出器のビンｊで測定したエミッション投影データ"Ａ"のエントリ
λｉ：ボクセルｉでの活動値
μ（ｎ）：ｎ回反復後の減衰マップ
ｆｉｊμ：検出器のビンｊに対するボクセルｉの減衰する投影のウェイト
ｕｉｊ：ボクセルｉから検出器のビンｊまでの幾何学的距離
Ｋｉμ：ボクセルＩの補正値（Ｋｉ∈Ｒ）
である。
【００３０】
代替実施例において、以下のアルゴリズム、
【数４】
2011503570.tif 000006
は複数／同位元素の核種測定及び散乱を説明するのに使用され、ここで
【数５】
2011503570.tif 000007
を持ち、
Ｓ：分布した同位元素のインデックス空間
Ｗ：測定したエネルギーウィンドウのインデックス空間、ｗ∈Ｗ
Ｊ：全ての検出器のビンの位置のインデックス空間、ｊ∈Ｊ
Ｉ：再構成ボリューム内の全ボクセルのインデックス空間、ｉ∈Ｉ
ｐｊｗ：エネルギーウィンドウｗにおける検出器のビンｊで測定したデータサイノグラムのエントリ
λｉ：ボクセルｉでの活動値
μ（ｎ）：ｎ回反復後の減衰マップ
ｆｉｊμ：検出器のビンｊに対するボクセルの減衰する投影のウェイト
ｕｉｊ：ボクセルｉから検出器のビンｊまでの幾何学的距離
Ｋｉμ：ボクセルＩの補正値（Ｋｉ∈Ｒ）、局所的減衰係数は、Ｋｉ＞０の場合は上がり、Ｋｉ＜０の場合は下がる
σｗ：ｐｗが非散乱データを含む場合、１に等しい値であり、そうでなければ−１に等しい値
ｃｗ：エネルギーウィンドウ及び故に全横断面によって決まる重み付け係数
である。
【００３１】
減衰マップの補正４２０は次いで、上述したように更新した身体領域に対応する更新した減衰マップの推定４３０を形成するのに利用される。このようにして、（関連する減衰係数を持つ）"心臓"のボクセルであると最初に推定される所与のボクセルは、（別の関連する減衰係数を持つ）"肺"のボクセルになってもよい。
【００３２】
図５を参照すると、更新したエミッションマップの推定が形成される。最初に逆投影補正"Ｃ"（図３参照）は、エミッションマップ５１０を更新するのに使用される。例えば、ＭＬ−ＥＭ／ＯＳ−ＥＭにおいて、このステップは、上述したように、"Ｃ"と推定されるエミッションマップ"Ｄ"との間の点別乗算により行われる。従って、更新したエミッションマップの推定５１０又は"Ｄ"が形成される。
【００３３】
再び図３を参照すると、推定されるエミッションマップ及び推定される減衰マップの同時の反復再構成が続けられる。この再構成処理の各反復に対し、（図５による）更新されるエミッションマップの推定"Ｄ"は、新しい推定されるエミッション投影３２０を形成するために、（図４による）更新した減衰マップ"Ｂ"と一緒に前投影される。上述したように、更新した推定されるエミッション投影３２０は次いで、測定したエミッション投影データ"Ａ"と比較される。この測定したエミッション投影データ"Ａ"に必要な補正は、新しい更新した推定される補正３３０を得るために、この比較に基づいて完了する。これら更新した推定される補正３３０は次いで、新しい逆投影補正"Ｃ"を得るために、減衰マップの推定"Ｂ"と一緒に用いられ、この処理は、既に説明したように続く。
【００３４】
図６は、減衰マップを形成するためのボクセル６２０の三次元アレイ６１０の概略図である。この概略的なアレイ６１０は、幅軸Ｗに沿って１６個のボクセル、高さ軸Ｈに沿って１６個のボクセル及び深さ軸Ｄに沿って８個のボクセルを持つ。アレイ６１０の大きさは、単に説明を楽にするために選ばれている。例えば既に述べたように、実際の使用において、幅軸Ｗ及び高さ軸Ｈに沿って６４、１２８又はそのくらいのボクセル６２０でもよい。図６に示される最前面における１６×１６のボクセルは、以下のキーに従って撮像される患者の身体領域を特定するためにマーキングされる。空のボクセル６３０は、撮像される患者の周囲の空間に対応し、"×"を持つボクセル６４０は、撮像される患者の軟組織に対応し、塗りつぶされた円を持つボクセル６５０は、撮像される患者の肺に対応し、完全に塗りつぶされたボクセル６６０は、撮像される患者の心臓に対応し、及び塗りつぶされた三角形を持つボクセル６７０は、撮像される患者の脊柱に対応している。従って、図６の深さ軸Ｄは、撮像される患者の長軸に対応する。前記アレイ６１０の深さ軸Ｄに沿った、最前面アレイの背後にある残りのボクセルは、同様の構成を有し、これら構成は、まとめて撮像エリアにおいて撮像される患者の身体、肺、心臓、脊柱又は他の身体領域の形式の境界を大まかに規定する。上述した反復処理が行われるので、割り当てられた身体領域がおそらくは変化する、例えば減衰マップの精度が向上するので、特定の肺のボクセルが軟体ボクセルになったり、又はその逆になったりすることがある。
【００３５】
前記反復処理を簡略化し、計算時間を減らすために、減衰マップの処理が推定される身体領域間にある境界エリアに限定される。これは、関心領域をこれら領域の外側の輪郭を規定するリンクした又は連鎖したボクセルの複数の系列に減少させ、その問題を二次元計算から一次元計算に減少させる。
【００３６】
推定されるエミッションマップ及び推定される減衰マップの同時の反復再構成は、測定したエミッション投影データ"Ａ"と推定したエミッションマップ"Ｄ"との間における収束のしきいレベルが満たされるまで続けられる。これは"Ａ"と"Ｄ"との間に許容できる小さな誤差又は"Ａ"と"Ｄ"との間における最低限の整合性の何れか一方として計算される。この収束のしきいレベルは画像研究毎に変化してもよい。
【００３７】
最後の反復が終了したら、最後の逆投影エミッションマップ"Ｄ"が画像処理器１９２により、例えばビデオモニタ又は他の適切な装置のような表示装置１９４で見るための撮像される試験者の画像表現にフォーマットされる。さらに、この最後の推定される減衰マップ"Ｂ"は閲覧され、追加の品質制御ステップとして、医師により修正されてもよい。
【００３８】
本発明は、好ましい実施例を参照して説明されている。先行する詳細な説明を読み、理解することにより他の者に修正及び代替例が思い浮かぶことは明らかである。本発明は、上記修正及び代替例が添付する請求項又はそれに同等な物の範囲内にある限り、これら修正及び代替例の全てを含むと見なされる。本発明は、様々な構成要素及び構成要素の配列、様々なステップ及びステップの配列の形式をとってもよい。図面は単に好ましい実施例を説明するためであり、本発明を制限するとは見なさない。
【図１】
2011503570.tif 000008
【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【国際調査報告】
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