JP2016532857A - ポジトロン放出断層撮影（ｐｅｔ）エネルギーヒストグラムにおけるヒストグラム平滑化 - Google Patents

Abstract

医用核イメージングシステム１０及び方法１００は、滑らかなエネルギーヒストグラムを生成する。放射イベントが、複数の検出器１４によって検出され、放射イベントは、検出器１４の複数の画素に対して位置が特定される。検出された放射イベントのエネルギーレベルが推定され、推定されたエネルギーレベルは、複数の画素のエネルギー重心を、共通ターゲット値の周辺のオフセット量で異なり且つ複数の画素の空間的位置によって異なるターゲット値にスケーリングするスケーリングパラメータで、スケーリングされる。ターゲット値オフセット量が、スケーリングされたエネルギーレベルから取り除かれ、検出された放射イベントは、ターゲット値オフセット量が取り除かれたエネルギーレベルを使用して、１つのエネルギーヒストグラムにまとめられる。

Description

本願は、概して、核イメージングに関する。本願は、特に、ポジトロン放出断層撮影（ＰＥＴ）エネルギーヒストグラムの表示と併せて応用され、特にそれを参照して説明される。しかし、当然ながら、本願は、単光子放出コンピュータ断層撮影（ＳＰＥＣＴ）又はコンピュータ断層撮影（ＣＴ）といった他の使用シナリオにも応用され、上記応用に必ずしも限定されない。

ＰＥＴイメージングシステムは、関心領域（ＲＯＩ）におけるポジトロン−電子の対消滅イベントで生じるガンマ光子の検出及び位置特定を介して、当該ＲＯＩの画像を生成する。このようなシステムでは、画像強度は、ＲＯＩにおける注入された放射性医薬品又は放射性核種の濃度に直接的に関連するガンマ光子カウントに基づいている。ＰＥＴイメージングシステムは、腫瘍細胞に優先的に結合する放射性医薬品を使用することによって、腫瘍を特定するために有利に使用される。

典型的なＰＥＴ光子検出システムは、光電子増倍管（ＰＭＴ）とシンチレーション結晶との間に、一対多数の結合を含む。シンチレーション結晶は、消滅光子によって運ばれるエネルギーを、光に変換し、ＰＭＴは、この光を、アンガーロジック（Anger logic）によるこのイベントの位置特定を可能にする電気信号に変換する。最近になって、シリコン光電子増幅管（ＳｉＰＭＴ）といった固体検出器が、ＰＥＴ光子検出システム内のＰＭＴを置き換え始めている。固体検出器を使用するＰＥＴ光子検出システムは、通常、固体検出器のセンサとシンチレーション結晶との間に、一対一の結合を含む。シンチレーション結晶は、対消滅イベントガンマ光子によって運ばれるエネルギーを、光に変換し、センサは、結晶内で１ガンマ光子あたりの検出された可視光低エネルギー光子（ＬＥＰ）を計数する。

正確なイメージングを確実とするために、ＰＥＴスキャナは、すべての結晶エネルギーの重心を同じターゲット値（例えば５１１キロ電子ボルト（ｋｅＶ））に慎重に揃える較正プロセスを必要とする。シンチレーション結晶のエネルギーを光に出力する効率は、一部の結晶が他の結晶よりも多くの光を同じガンマ光子に応えて生成するため、変動する。更に、光センサの検出効率も様々である。較正プロセスは、通常、各センサに既知のエネルギーのガンマ光子を照射するファントムをセンサに当てることを含む。統計的に有意な数（例えば１０００万）のシンチレーションイベントの後、出力エネルギーの結晶固有のヒストグラムは、既知のエネルギーを中心にしたガウス（Gaussians）分布となって現れる。各結晶について、対応するヒストグラムの中心におけるエネルギーレベルが、共通のターゲット値（例えばファントムのガンマ光子の既知のエネルギーを表す１０２４カウント）にスケーリング（即ち、利得調整）される。

光電子増幅管（ＰＭＴ）に基づくＰＥＴスキャナでは、１結晶ヒストグラムあたりの重心への調整量は、滑らかに変動する。これは、各結晶に対する補正は、対応するＰＭＴの空間的中心に対する結晶の位置に基づいて変動するからである。対照的に、シンチレータに一対一で結合されるセンサを有する固体検出器では、ターゲット値に合わせるための調整量は、結晶間でかなり一貫している。つまり、個々の結晶に必要な調整量は、あまり変動しない。

この一貫性によって、固体検出器のデジタルカウントをスケーリングする際、（例えばＰＥＴイメージングシステム全体を表現する）複合エネルギーヒストグラムは、整数モアレ（Moire）パターン（即ち、スパイクエネルギーヒストグラム）をもたらす。即ち、結晶の重心が、較正時にスケールアップされると、等しいカウントのビンと、カウントのない幾つかのビンとがある。反対に、結晶の重心がスケールダウンされると、等しいカウントのビンと、ダブルカウントを有する幾つかのビンとがある。これは、整数モアレパターンを生成する効果を有する。結晶の位置合わせ量は、結晶間でかなり一貫しているので、結晶間の整数モアレパターンもかなり一貫している。これにより、整数モアレパターンを更に呈する複合エネルギーヒストグラムがもたらされる。ＰＭＴを使用するＰＥＴシステムとは対照的に、複合エネルギーヒストグラムを生成する際に、個々の整数モアレパターンの平滑化は全くない又は最小限である。

図１は、固体検出器のＰＥＴ光子検出システムに提供されるエネルギーヒストグラム（即ち、最右の曲線）と、検出されたエネルギーヒストグラム（即ち、最左の曲線）とを示す。提供されたエネルギーヒストグラムは、約１０２４の光子（light photon）カウントを中心とした１０００万を上回るイベントに亘るカウント（即ち、エネルギー）分布を示す。検出されたエネルギーヒストグラムは、約８７０の光子カウントを中心とした約１０００万の検出されたイベントに亘るカウント分布を示す。エネルギーを光に出力する効率及び検出効率を補正するために、検出されたエネルギーヒストグラムに対しデジタル補正／ターゲッティング方法を使用すると、図２に示される微細ビン空間における第１段階のスパイクヒストグラムが生成される。図３に示される補正されたエネルギーヒストグラムの８対１のリビニング後、この整数モアレパターンは、スパイクヒストグラムに圧縮される。

本願は、これらの問題等を解決する新規かつ改良されたシステム及び方法を提供する。

一態様によれば、核医用イメージングシステムが提供される。当該システムは、放射イベントを検出する複数の検出器を含み、放射イベントは、検出器の複数の画素に対して位置が特定される。当該システムは更に、検出された放射イベントのエネルギーレベルを推定する１つ以上の取得モジュールと、複数の画素のエネルギー重心を、共通ターゲット値の周辺のオフセット量で異なり且つ複数の画素の空間的位置によって異なるターゲット値にスケーリングするスケーリングパラメータで、推定されたエネルギーレベルをスケーリングする１つ以上の第１段階エネルギー補正モジュールとを含む。更に、当該システムは、スケーリングされたエネルギーレベルから、ターゲット値オフセット量を取り除く第２段階エネルギー補正モジュールと、第２段階エネルギー補正モジュールからのエネルギーレベルを使用して、検出された放射イベントを１つのエネルギーヒストグラムにまとめるエネルギーヒストグラムモジュールとを含む。

別の態様によれば、核医用イメージング方法が提供される。放射イベントは、複数の検出器によって検出され、放射イベントは、検出器の複数の画素に対して位置が特定される。検出された放射イベントのエネルギーレベルが推定される。推定されたエネルギーレベルは、複数の画素のエネルギー重心を、共通ターゲット値の周辺のオフセット量で異なり且つ複数の画素の空間的位置によって異なるターゲット値にスケーリングするスケーリングパラメータで、スケーリングされる。ターゲット値オフセット量が、スケーリングされたエネルギーレベルから取り除かれる。検出された放射イベントは、ターゲット値オフセット量が取り除かれたエネルギーレベルを使用して、１つのエネルギーヒストグラムにまとめられる。

別の態様によれば、核医用イメージングシステムが提供される。当該システムは、放射イベントを検出する複数の検出器を含み、放射イベントは、検出器の複数の画素に対して位置が特定される。当該システムは更に、検出された放射イベントのエネルギーレベルを推定し、複数の画素のエネルギー重心を、共通ターゲット値の周辺のオフセット量で異なり且つ複数の画素の空間的位置によって異なるターゲット値にスケーリングするスケーリングパラメータで、推定されたエネルギーレベルをスケーリングするように構成された少なくとも１つのプロセッサを含む。当該少なくとも１つのプロセッサは更に、スケーリングされたエネルギーレベルから、ターゲット値オフセット量を取り除き、ターゲット値オフセット量が取り除かれたエネルギーレベルを使用して、検出された放射イベントを１つのエネルギーヒストグラムにまとめるように構成される。

１つの利点は、光センサとシンチレータとの間に一対一の結合を有する固体検出器を使用する核イメージングシステムのための滑らかなエネルギーヒストグラムにある。

別の利点は、既存のデータ処理パイプラインとの簡便な統合にある。

別の利点は、処理ペナルティのない既存のデータ処理パイプラインとの統合にある。

本発明の更なる利点は、以下の詳細な説明を読んで理解することによって、当業者には理解されるであろう。

本発明は、様々な構成要素及び構成要素の配置、並びに、様々なステップ及びステップの配置という形態をとる。図面は、好適な実施形態を例示するためのものに過ぎず、本発明を限定するものと解釈されるべきではない。

図１は、固体検出器のＰＥＴ光子検出システムに提供されるエネルギーヒストグラム（即ち、最右の曲線）と、結晶の検出されたエネルギーヒストグラム（即ち、最左の曲線）とを示す。 図２は、エネルギーを光に出力する効率及び検出効率を補正した後の検出されたエネルギーヒストグラム（即ち、最右の曲線）を示す。 図３は、８対１のリビニング後の図１の補正されたエネルギーヒストグラムを示す。 図４は、ディザリングを適用した後及び８対１のリビニングをした後の図２の補正されたエネルギーヒストグラムを示す。 図５は、ターゲット値の空間的ディザリングを使用する核イメージングシステムを示す。 図６は、図５の核イメージングシステムの検出器の構成要素を示す。 図７は、空間的ディザリングを適用した後の１つの個別の画素のエネルギーヒストグラムを示す。 図８は、空間的ディザリングを適用した後の１６の個々の画素のエネルギーヒストグラムから生成される複合エネルギーヒストグラムを示す。 図９は、空間的ディザリングを使用するエネルギーヒストグラム平滑化方法を説明する。

整数モアレパターンを呈するスパイクエネルギーヒストグラムは、形のよい（即ち、滑らかな）エネルギーヒストグラムを組み込む品質管理レポートが所望される場合に問題である。したがって、エネルギーヒストグラムを平滑化する方法が必要である。このような方法は、距離加重ビニング及びディザリングの形態を含み、当該ディザリングは、エネルギー補正の前又は後に追加される。例えば図４は、ディザリングを適用した後及び８対１のリビニングの後の図２の補正されたエネルギーヒストグラムを示す。図から分かるように、整数モアレパターンによって引き起こされるスパイク状態は、ディザリングなしの場合にそうであったようなほど極端ではない。しかし、これらの上記方法は、データ処理パイプラインにおいて追加の処理機能を必要とする。

本願は、光センサとシンチレーション結晶とが一対一で結合される固体検出器を使用するポジトロン放出断層撮影（ＰＥＴ）イメージングシステムといった核イメージングシステムにおいて、整数モアレパターンを呈さない、又は、最小限の整数モアレパターンを呈する滑らかな複合エネルギーヒストグラムを生成する方法について説明する。この方法は、処理ペナルティなしで、既存のデータ処理パイプラインと統合され、エネルギー補正に使用される既存のスケーリングパラメータを増強して、結晶間にある形態のディザを生成することを含む。この方法は、ターゲット値（静的）をディザリングするために、小さいルックアップテーブルしか必要とせず、したがって、最終のスケーリングが完了すると、結晶の整数モアレパターンは異なり、より滑らかな複合エネルギーヒストグラムがもたらされる。

図５を参照するに、核イメージングシステム１０が提供される。図示されるように、核イメージングシステム１０は、ＰＥＴイメージングシステムであるが、単光子放出コンピュータ断層撮影（ＳＰＥＣＴ）又はコンピュータ断層撮影（ＣＴ）といった同様の原理で動作する他の核イメージングシステムも考えられる。核イメージングシステム１０は、イメージングデータを生成する核スキャナ１２（ＰＥＴスキャナとして図示される）を含む。スキャナ１２は、通常、スキャナ１２のボアの周りに配置されるシンチレータ結晶とシリコン光電子増倍管（ＳｉＰＭ）とから形成される固体検出器１４（検出器モジュールとも知られる）を含む。ボアは、イメージングされる被験者の脳、胴等といった関心領域（ＲＯＩ）を受容する検査領域１６を画定する。検出器１４は、通常、検査領域１６の長さ分に延在する１つ以上の固定リングに配置される。しかし、回転式ヘッドも考えられる。モーター及びドライブ等が、検査領域１６における被験者支持体１８の長手方向の動作及び垂直方向の調整を提供する。

検出器１４は、検査領域１６からのガンマ光子を検出し、イメージングデータを生成する。図６に示されるように、各検出器１４は、グリッド２２に配置される１つ以上のシンチレータ２０を含む。更に、各検出器１４は、１つ以上の光センサ２４を含む。各光センサ２４は、対応するシンチレータ２０に光学的に結合され、シンチレータ２０のグリッド２２と同じサイズのグリッド２６に配置される。大抵の場合は、（図示されるように）シンチレータ２０とセンサ２４とには、一対一の対応があるが、他の対応も考えられる。本明細書において使用される場合、検出器のチップ又はダイは、２×２アレイの光センサを含み、検出器のタイルは、８×８アレイの光センサを含む（即ち、４×４アレイのチップ又はダイ）。シンチレータ２０の例としては、タリウムがドープされたヨウ化ナトリウム（ＮａＩ（Ｔｌ））、セリウムがドープされたルテチウム・イットリウム・オルトシリケート（ＬＹＳＯ）及びセリウムがドープされたルテチウム・オキシオルトシリケート（ＬＳＯ）が挙げられる。センサ２４の例としては、デジタル又はアナログＳｉＰＭのフォトダイオードアレイ（例えばガイガー（Geiger）モードアバランシェフォトダイオードアレイ）及び画素（即ち、フォトダイオードアレイ）が挙げられる。

スキャナ１２は、検出器１４の較正、検出器１４の較正を検証するためのエネルギーヒストグラムの生成、又は、ＲＯＩのイメージングを含む幾つかのタスクのために使用される。検出器１４の較正及び検証に関しては、ファントムが、検査領域１６の治療中心内に配置される。ファントムは、検出器１４に向けてガンマ光子を放出する。イメージングに関しては、被験者のＲＯＩに、放射性医薬品又は放射性核種が注入され、当該ＲＯＩは、検査領域１６内に位置付けられる。ＰＥＴイメージングでは、放射性核種又は放射性医薬品は、ポジトロンを放出し、ＳＰＥＣＴイメージングでは、放射性核種又は放射性医薬品は、ガンマ光子を放出する。前者に関しては、注入された放射性核種又は放射性医薬品からのポジトロンは、検査領域１６内の電子を消滅させ、一対の消滅ガンマ光子を生成する。各光子は、ほぼ反対の方向に進行する。

スキャナ１２の使用時（例えば較正時、較正検証のためのエネルギーヒストグラムの生成時又はイメージング時）、シンチレータ２０は、検査領域１６からガンマ光子を受け取る。ガンマ光子がシンチレータ２０内にエネルギーを蓄積するにつれて、シンチレータ２０は、シンチレートし、センサ２４に向けて光子を放出する。シンチレーションイベントによって生成される光の量は、蓄積されるエネルギーの量に直接的に相関する。センサ２４は、シンチレータ２０によって放出される光を検出し、検出された光の量（即ち、検出されたガンマ光子のエネルギー）を表すデータを生成する。固体検出器の場合は、生成されたデータは、光子のカウントである。図示されるように、シンチレータ２０は、そのエネルギーをシンチレータ２０のうちの１つに蓄積させるガンマ光子２８を受け取る。これにより、光パルス３０が生成される。光パルス３０は、検出器１４に光子のカウントを生成させる。

図６を引き続き参照するに、核イメージングシステム１０は、１つ以上の取得モジュール３２を含む。図示されるように、これらの１つ以上の取得モジュール３２は、通常、スキャナ１２（即ち、フロントエンド）に含まれる。例えば各検出器１４が、検出器１４の各センサ２４の取得モジュール３２又はすべてのセンサ２４の共通の取得モジュール３２といった１つ以上の取得モジュール３２を含んでもよい。別の例として、複数の検出器が、共通の取得モジュール３２を共有してもよい。１つ以上の取得モジュール３２は、検出器１４と一体にされても、検出器１４の外部であってもよい。例えば検出器１４が、アバランシェフォトダイオードアレイで作られたデジタルＳｉＰＭを含む場合、取得モジュール３２は、デジタルＳｉＰＭと一体にされてよい。図示される実施形態に関わらず、当然ながら、データ取得モジュール３２は、（図５に示される）核イメージングシステム１０のバックエンドシステム３４内のスキャナ１２の外部であってもよい。

核イメージングシステム１０の１つ以上の取得モジュール３２は、センサ２４からの信号を処理して、センサ２４によって検出された各シンチレーションイベントの時間、位置及びエネルギーを決定する。センサ２４がフォトダイオードのアレイである場合、シンチレーションイベントの時間は、クロックから捕捉され、イベントの位置は、検出したセンサの既知の位置に対応し、イベントのエネルギーは、ガンマ光子によって引き起こされたシンチレーションイベントの間に検出された（即ち、カウントされた）光子のカウントに対応する。

核イメージングシステム１０は更に、核イメージングシステム１０の１つ以上の取得モジュール３２から下流の１つ以上の第１段階エネルギー補正モジュール３６を含む。図示されるように、これらの１つ以上の第１段階エネルギー補正モジュール３６は、スキャナ１２内に含まれている。例えば各検出器１４は、検出器１４の各タイルに対し１つのエネルギー補正モジュール３６といったように、１つ以上の第１段階エネルギー補正モジュール３６を含む。別の例として、検出器１４は、共通の第１段階エネルギー補正モジュール３６を共有してもよい。スキャナ１２の１つ以上の第１段階エネルギー補正モジュール３６は、検出器１４と一体にされてもよいし、検出器１４の外部であってもよい。例えば検出器１４がデジタルＳｉＰＭを含む場合、各デジタルＳｉＰＭが第１段階エネルギー補正モジュール３６を含んでよい。図示される実施形態に関わらず、当然ながら、第１段階エネルギー補正モジュール３６は、核イメージングシステム１０のバックエンドシステム３４におけるスキャナ１２の外部であってもよい。

検出器１４のエネルギーカウント、即ち、出力は、シンチレータ２０のエネルギーを光に変換する効率における変動と、センサ２４の検出効率における変動とによって変動する。センサ２４の検出効率は、複数の要因によって影響を受ける。これらの要因は、飽和及び製造欠陥を含む。飽和は、センサ２４が、シンチレーションイベントのエネルギーによって飽和状態になる場合に生じ、これにより、センサ２４は、それ以上、シンチレーションイベントのエネルギーを検出できなくなる。例えばＳｉＰＭの画素の飽和は、セル（即ち、フォトダイオード）が、光子を検出するよりも速く光子に打たれると、生じる。製造欠陥は、フォトダイオードのアレイでは、特に一般的である。歩留まりを増加させるために、特定数の欠陥セル（即ち、フォトダイオード）が許容され、単純に、不活性化される。

イメージングする際、又は、スキャナ１２の較正を検証するためにエネルギーヒストグラムを生成する際に、第１段階エネルギー補正モジュール３６は、取得モジュール３２によって取得されたデータを受信する。当該データは、センサ２４によって検出される各シンチレーションイベントの時間、位置及びエネルギー（即ち、カウント）を表す。第１段階エネルギー補正モジュール３６は、受信したデータを使用して、シンチレータ２０のエネルギーを光に変換する効率における上記変動と、センサ２４の検出効率における変動とについて、データを補正する。これは、個々のシンチレーションイベントに対応するセンサ固有のスケーリング係数又はパラメータによって、個々のシンチレーションイベントのエネルギーをスケーリングすることを含む。これらのセンサ固有のスケーリング係数は、センサ２４のエネルギー重心を、ターゲット値にスケーリングする。１つの個別のシンチレーションイベントの対応するセンサ固有のスケーリング係数は、当該イベントを検出したセンサ２４のスケーリング係数である。

上記されたように、結晶の重心がスケールアップされると、等しいカウントのビンと、カウントを有さない幾つかのビンとがある。反対に、結晶の重心がスケールダウンされると、等しいカウントのビンと、ダブルカウントを有する幾つかのビンとがある。これは、整数モアレパターンを生成する効果を有する。個々の結晶に必要な調整量は、光センサとシンチレータとの間に一対一のマッピングがある固体検出器を使用する場合は、かなり一貫しているので、複合ヒストグラムも整数モアレパターンを呈する。

複合ヒストグラムの整数モアレパターンを減少させる又は取り除くために、センサ固有のスケーリング係数のターゲット値は、センサ２４の空間的位置によって共通ターゲット値の周辺のオフセット量で異なる。例えば第１のセンサのスケーリング係数は、第１の量で共通のターゲット値からオフセットであるターゲット値を使用して生成され、第２のセンサのスケーリング係数は、第１の量とは異なる第２の量で共通ターゲット値からオフセットであるターゲット値を使用して生成される。幾つかの場合では、画素の４×４アレイの１６個の異なる位置に対応する１６個の異なるオフセット量が使用される。次に、検出器１４の画素は、４×４アレイにグループ化され、検出器１４の画素のその４×４アレイに対する位置が、対応するターゲット値オフセット量を調べるために使用される。

必要不可欠ではないが、補正ルックアップテーブル（ＬＵＴ）３８が、補正のために適切に使用される。このような場合、スケーリング係数は、補正ＬＵＴ３８に統合される。補正ＬＵＴ３８は、特定の画素について補正されていないエネルギー（即ち、カウント）によってインデックスされる補正されたエネルギー（即ち、カウント）のリストを提供する。画素は、シンチレーションイベントの位置を特定できる検出器１４（例えばシンチレータ／ＳｉＰＭペア）の最小領域である。シンチレーションイベントを表す未補正エネルギーレベルを受け取ると、シンチレーションイベントを検出した画素の特定の補正ＬＵＴ３８が決定される。その後、補正されたエネルギーレベルを決定するために、未補正エネルギーレベルが検索される。補正ＬＵＴ３８は、未補正エネルギーレベルの範囲を列挙し、各未補正エネルギーレベルを対応するスケーリング係数（スケーリング係数は、画素の重心をターゲット値に合わせる）によってスケーリングし、未補正レベルと補正済みレベルとを補正ＬＵＴ３８にまとめることによって生成される。

補正ＬＵＴ３８のサイズを縮小するために、補正ＬＵＴ３８は、エネルギーの圧縮表現を使用してもよい。例えばシンチレーションイベントのエネルギーが１３ビット整数によって表されるとした場合、補正ＬＵＴは、１０ビット整数を使用することができる。検索時、未補正エネルギーのバイナリ表現の３つの最下位ビットを落とすことができる。次に、この圧縮されたエネルギー表現が、検索に使用される。その後、バイナリ表現の終わりに３つの０ビットを付け加えることによって、補正されたエネルギーが復元される。

上記されたように、センサ固有のスケーリング係数は、センサ２４の空間的位置によって共通ターゲット値の周辺のオフセット量で異なる。したがって、ターゲット値オフセット量は、実際には、補正ＬＵＴ３８に統合されるが、補正ＬＵＴ３８は、概念的には、画素位置に基づいてインデックスされる様々なターゲット値オフセット量を含む空間的ディザリングＬＵＴを含む。例えば空間的ディザリングＬＵＴ４０は、画素の４×４アレイの１６個の異なる位置に対応する１６個の異なるターゲット値オフセット量を含む。４×４アレイにおける１つの画素に対するターゲット値オフセット量を決定するには、当該画素のアレイに対する位置が使用されて、空間的ディザリングＬＵＴ４０におけるターゲット値オフセット量が検索される。

センサ固有のスケーリング係数は、スキャナ１２のイメージング、又は、スキャナ１２の較正時の較正検証のためのヒストグラムの生成の前に、決定される。較正は、未補正エネルギーを補正済みエネルギーにマッピングする、又は、そうでなければ、増強させる方法を決定することを含む。具体的な較正方法は重要ではないが、当該方法は、通常、検出器１４の各画素について、画素のエネルギーヒストグラムの重心を、画素の特定のターゲット値に合わせるために必要なシフト又はスケーリング係数を決定することを含む。上記されたように、検出器の画素のターゲット値は、（例えば空間的ディザリングＬＵＴ４０における）ターゲット値オフセット量で共通ターゲット値の周辺で異なる。

画素のエネルギーヒストグラムは、例えば、検査領域１６の治療中心にガンマ光子を放出する均一点源といった較正ファントムを置くことによって決定される。その後、センサ２４がモニタリングされ、統計的に有意な数（例えば１０００万）のシンチレーションイベントから、検出器１４の各画素のエネルギーヒストグラムが生成される。各画素について、ヒストグラム重心の中心を、実際のエネルギーレベルから公称エネルギー（即ち、ターゲット値）にシフトするためのシフト、利得又はスケーリング係数が決定される。公称エネルギーレベルは、空間的ディザリングＬＵＴ４０といったルックアップテーブルを使用して決定される。

図５を再び参照するに、バックエンドシステム３４は、例えば核イメージングシステム１０の全体と、個々の画素、個々の検出器、個々のタイル又は検出器１４の任意の他の領域（これらに対して、イベントの位置が特定される）を表すエネルギーヒストグラムを生成及び／又は表示する。これらのエネルギーヒストグラムは、スキャナ１２の較正を検証するために、適切に使用される。スキャナ１２が適切に較正されているならば、個々の画素のエネルギー重心は、揃うべきである。バックエンドシステム３４は更に、スキャナ１２を使用して、ＲＯＩの核画像を生成する。

イメージングする間、又は、較正検証のためにエネルギーヒストグラムを生成する間、ガンマ光子源が、検査ボリューム１６内に置かれる。ヒストグラム生成のためには、当該源は、検査領域１６の治療中心に置かれるファントムである。イメージングのためには、当該源は、放射性医薬品又は放射性核種が注入されたＲＯＩである。ファントム又はＲＯＩを検査ボリューム１６内に位置付けるために、例えば被験者支持体１８が使用される。

検査領域１６内にＲＯＩを位置付けた後、スキャナ１２が制御されて、ＲＯＩのスキャンが行われ、第１段階エネルギー補正モジュール３６から補正された放出データが取得される。補正された放出データは、検出器１４によって検出された各シンチレーションイベントの時間、位置及びエネルギーを表し、第１段階エネルギー補正モジュール３６による１回目のエネルギー補正を受けている。取得の後で、又は、取得と同時に、取得された放出データは、第２段階エネルギー補正モジュール４４による２回目のエネルギー補正を受ける。第２段階エネルギー補正モジュール４４は、任意の数のエネルギー補正を行えるが、第２段階エネルギー補正モジュール４４は、１回目のエネルギー補正の空間的ディザリングを取り除くために、少なくとも、受信したデータの利得を補正する。これは、受信したデータにおける各シンチレーションイベントについて、シンチレーションイベントを検出した画素の空間的ディザリングＬＵＴ４６におけるターゲット値オフセット量を検索することを含む。この空間的ディザリングＬＵＴ４６は、上記された空間的ディザリングＬＵＴ４０と同じであっても、又は、上記された空間的ディザリングＬＵＴ４０のコピーであってもよい。検索後、シンチレーションイベントのエネルギーにおいて、ターゲット値オフセット量が無効にされる。例えばターゲット値オフセット量が＋１０光子カウントであった場合、１０光子カウントが、シンチレーションイベントのエネルギーから差し引かれる。

エネルギーヒストグラムを生成するために、エネルギーヒストグラムモジュール４８は、第２段階エネルギー補正モジュール４４から、補正された放出データを受信し、補正された放出データから、エネルギーヒストグラムを生成する。エネルギーヒストグラムは、個々のセンサ２４、画素若しくは検出器１４、センサ、画素若しくは検出器のグループ、核イメージングシステム１０全体、又は、シンチレーションイベントカウントの任意の他の位置特定されたグループについて生成される。上記された２段階エネルギー補正を有する空間的ディザリングを使用することによって、個々の画素の整数モアレパターンは、確実に少し異なる。したがって、個々の画素のエネルギーヒストグラムをまとめる場合、エネルギーヒストグラムは、平均して、最小限の整数モアレパターンを呈するより滑らかな複合エネルギーヒストグラムになる。これは、図７及び図８を参照して分かる。図７は、１つの個別の画素のエネルギーヒストグラムを示し、図８は、１６個の個々の画素のエネルギーヒストグラムから生成された複合エネルギーヒストグラムを示す。好ましくは、生成されたエネルギーヒストグラムは、ディスプレイデバイス５０といったディスプレイデバイス上に表示される、及び／又は、記憶装置５２といった記憶装置に（図示するように）記憶される。

ＲＯＩの画像を生成するために、イベント検証モジュール５４は、第２段階エネルギー補正モジュール４４から、補正された放出データを受信する。イベント検証モジュール５４は、補正された放出データを使用して、補正された放出データをフィルタリングして、ＰＥＴイメージングについては、応答線（ＬＯＲ）を生成する。フィルタリングは、各シンチレーションイベントのエネルギーを、シンチレーションイベントの許容エネルギー範囲を規定するエネルギーウィンドウと比較することを含む。エネルギーウィンドウから外れるシンチレーションイベントが除去される。通常、エネルギーウィンドウは、検査領域１６から受け取られるガンマ光子の既知のエネルギーを中心に置き、較正ファントムから生成されるエネルギースペクトルの半値全幅（ＦＷＨＭ）を使用して決定される。ＬＯＲは、残りのシンチレーションイベントからの一致するイベントを特定することによって決定される。一致するイベントは、互いの特定の時間差内のガンマペアの検出に対応し、特定の時間差は、ガンマが同じ対消滅イベントからであることを確実にするために十分に小さい。

再構成モジュール５６が、イメージングタイプに応じて、フィルタリングされたシンチレーションイベント、又は、ＬＯＲを、ＲＯＩの核画像に再構成する。ＬＯＲをＰＥＴ画像に再構成するための任意の数の周知のアルゴリズムが考えられる。同様に、フィルタリングされたシンチレーションイベントをＳＰＥＣＴ画像に再構成するための任意の数の周知のアルゴリズムが考えられる。核画像は、記憶装置５２といった記憶装置に適切に記憶される、及び／又は、ディスプレイデバイス５０といったディスプレイデバイス上に（図示されるように）表示される。

核イメージングシステム１０の取得モジュール３２、第１段階エネルギー補正モジュール３６、第２段階エネルギー補正モジュール４４、エネルギーヒストグラムモジュール４８、イベント検証モジュール５４及び再構成モジュール５６のそれぞれは、各自の機能を行うようにプログラムされたプロセッサであっても、プロセッサから独立している回路であっても、これら２つの組み合わせであってよい。例えば取得モジュール３２は、それぞれ、コントローラ、アキュムレータ回路、時間−デジタル変換器（ＴＤＣ）及びＴＤＣトリガ回路の組み合わせである。別の例として、第１段階エネルギー補正モジュール３６は、それぞれ、フィールドプログラマブルゲートアレイ（ＦＰＧＡ）である。補正ＬＵＴ３８及び空間的ディザリングＬＵＴ４２、４６は、好適に、各自のデータを記憶するメモリである。

図９を参照するに、ブロック図１００は、上記されたエネルギーヒストグラム平滑化方法を説明する。当該方法は、最小限の整数モアレパターンを呈する高品質の複合エネルギーヒストグラムの生成を可能にする。更に、当該方法は、デジタルＳｉＰＭといった固体検出器と併せて特に応用され、任意の２段階エネルギー補正パイプラインと共に使用される。上記されたように、第１段階は、フロントエンドで行われ、第２段階は、バックエンドで行われる。

当該方法によれば、複数の検出器１４が、放射イベントを検出する（１２０）。当該放射イベントは、検出器１４の複数の画素（例えば検出器１４のすべての画素）に対して位置が特定される。これらの放射イベントは、例えば検出器１４のシンチレータ２０におけるガンマ光子によるエネルギーの蓄積を含む。このエネルギー蓄積は、検出器１４のセンサ２４によって検出されるシンチレーションイベントを引き起こす。ガンマ光子は、好適には、核イメージングシステム１０のスキャナ１２の検査ボリューム１６内のファントムから発生する。検出器１４は、スキャナ１２の周りに配置される。検出と同時に、又は、検出の後に、検出された各放射イベントのエネルギーレベルが推定される（１０４）。エネルギーレベルを推定する具体的な方法は、放射イベントを検出するために使用された検出器のタイプに基づいて異なる。検出器１４がＰＭＴを使用する場合、ＰＭＴからのエネルギー曲線下の領域が、放射イベントのエネルギーを表す。検出器１４がフォトダイオードのアレイを使用する場合、光子カウントが、放射イベントのエネルギーを表す。

検出された放射イベントの推定されたエネルギーレベルは、第１段階のエネルギー補正を受ける。第１段階のエネルギー補正では、イベントの位置がそれに対して特定された検出器１４の画素のスケーリングパラメータを使用して、各イベントのエネルギーレベルがスケーリングされる（１０６）。検出器１４の画素のスケーリングパラメータは、画素のエネルギー重心をターゲット値に合わせるのに必要なスケーリングを表す。検出器１４の画素のターゲット値は、画素の空間的位置に基づいて、共通のターゲット値（例えば５１１ｋｅＶ）の周辺で、様々なオフセット量で異なる。通常、スケーリングは、スケーリング時のエネルギーレベルを、エネルギーレベルのバイナリ表現のビットが落とされるように、圧縮する。第１段階のエネルギー補正は、通常、核イメージングシステム１０のフロントエンドにおいて（即ち、スキャナ１２内で）行われる。第１段階のエネルギー補正の後で、第２段階のエネルギー補正が、推定されたエネルギーレベルに対して行われる。この２回目の補正は、エネルギーレベルからターゲット値オフセット量を取り除くこと（１０８）によって、エネルギーレベルをスケーリングすることを含む。例えば放射イベントのエネルギーレベルに対し、１０ｋｅＶのターゲット値オフセット量が使用される場合、１０ｋｅＶが、放射イベントのエネルギーレベルから除去される。第２段階のエネルギー補正は、通常、核イメージングシステム１０のバックエンドにおいて行われる。

２回のエネルギー補正を行った後、放射イベントは、表示可能である１つの複合エネルギーヒストグラムにまとめられる（１１０）。個々の画素のエネルギーヒストグラムは、整数モアレパターンを呈し続ける。しかし、これらの整数モアレパターンは、僅かに異なる。これは、光センサとシンチレータとの間に一対一の結合を有する固体検出器を使用し、空間的位置に基づいたターゲット値オフセット量を使用しない従来技術のシステムと対比されるべきである。したがって、複数の画素のエネルギーヒストグラムを組み合わせることによって、より滑らかで、それほど整数モアレパターンを呈さない複合エネルギーヒストグラムがもたらされる。

本明細書において使用される場合、メモリは、非一時的コンピュータ可読媒体、磁気ディスク若しくは他の磁気記憶媒体、光学ディスク若しくは他の光学記憶媒体、ランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）、読み出し専用メモリ（ＲＯＭ）、他の電子メモリデバイス若しくはチップ若しくは動作可能に相互接続されたチップ、インターネット／イントラネット若しくはローカルエリアネットワークを介して記憶された命令が取り出されるインターネット／イントラネットサーバ等のうちの１つ以上を含む。更に、本明細書において使用される場合、プロセッサは、マイクロプロセッサ、マイクロコントローラ、グラフィック処理ユニット（ＧＰＵ）等のうちの１つ以上と、マウス、キーボード、タッチスクリーンディスプレイ、ボタン、スイッチ、音声認識エンジン等のうちの１つ以上を含むユーザ入力デバイスと、液晶ディスプレイ（ＬＣＤ）、発光ダイオード（ＬＥＤ）ディスプレイ、プラズマディスプレイ、プロジェクションディスプレイ、タッチスクリーンディスプレイ等のうちの１つ以上を含むディスプレイデバイスとを含む。

本発明は、好適な実施形態を参照して説明されている。上記された詳細な説明を読み、理解することによって、他者が修正態様及び変更態様を想到することができるであろう。添付の特許請求項の範囲及びその等価物に該当する限り、本発明は、すべての当該修正態様及び変更態様を含むと解釈されることを意図している。

Claims (20)

1. 複数の検出器の複数の画素に対して位置が特定される放射イベントを検出する前記複数の検出器と、
   検出された前記放射イベントのエネルギーレベルを推定する１つ以上の取得モジュールと、
   前記複数の画素のエネルギー重心を、共通ターゲット値の周辺のオフセット量で異なり且つ前記複数の画素の空間的位置によって異なるターゲット値にスケーリングするスケーリングパラメータで、推定された前記エネルギーレベルをスケーリングする１つ以上の第１段階エネルギー補正モジュールと、
   スケーリングされた前記エネルギーレベルから、ターゲット値オフセット量を取り除く第２段階エネルギー補正モジュールと、
   前記第２段階エネルギー補正モジュールからの前記エネルギーレベルを使用して、検出された前記放射イベントを１つのエネルギーヒストグラムにまとめるエネルギーヒストグラムモジュールと、
   を含む、核医用イメージングシステム。
2. 前記エネルギーヒストグラムを表示するディスプレイデバイスを更に含む、請求項１に記載の医用核イメージングシステム。
3. 前記複数の画素の様々な空間的位置に対するターゲット値オフセット量を表す空間的ディザリングテーブルを記憶するメモリを更に含み、
   前記第２段階エネルギー補正モジュールは、前記空間的ディザリングテーブルを使用して、スケーリングされた前記エネルギーレベルから、前記ターゲット値オフセット量を取り除く、請求項１又は２に記載の医用核イメージングシステム。
4. 前記複数の検出器の較正中に、前記空間的ディザリングテーブルを使用して、前記スケーリングパラメータを生成する較正モジュールを更に含む、請求項３に記載の医用核イメージングシステム。
5. 前記１つ以上の第１段階エネルギー補正モジュールは、前記複数の検出器における飽和状態及び製造欠陥に対して、推定された前記エネルギーレベルを補正する、請求項１乃至４の何れか一項に記載の医用核イメージングシステム。
6. 前記医用核イメージングシステムは、単光子放出コンピュータ断層撮影イメージングシステム及びポジトロン放出断層撮影イメージングシステムのうち一方である、請求項１乃至５の何れか一項に記載の医用核イメージングシステム。
7. 前記複数の検出器は、デジタルシリコン光電子増倍管を含む、請求項１乃至６の何れか一項に記載の医用核イメージングシステム。
8. 前記放射イベントは、ガンマイベントである、請求項１乃至７の何れか一項に記載の医用核イメージングシステム。
9. 前記１つ以上の第１段階エネルギー補正モジュールは、スケーリングの前にビットを落とすことによって、推定された前記エネルギーレベルを圧縮し、スケーリングの後にビットを付け加えることによって、スケーリングされた前記エネルギーレベルを復元する、請求項１乃至８の何れか一項に記載の医用核イメージングシステム。
10. 前記１つ以上の第１段階エネルギー補正モジュールは、前記医用核イメージングシステムのフロントエンドに位置付けられ、前記第２段階エネルギー補正モジュールは、前記医用核イメージングシステムのバックエンドに位置付けられる、請求項１乃至９の何れか一項に記載の医用核イメージングシステム。
11. 複数の検出器によって、前記複数の検出器の複数の画素に対して位置が特定される放射イベントを検出するステップと、
    検出された前記放射イベントのエネルギーレベルを推定するステップと、
    前記複数の画素のエネルギー重心を、共通ターゲット値の周辺のオフセット量で異なり且つ前記複数の画素の空間的位置によって異なるターゲット値にスケーリングするスケーリングパラメータで、推定された前記エネルギーレベルをスケーリングするステップと、
    スケーリングされた前記エネルギーレベルから、ターゲット値オフセット量を取り除くステップと、
    前記ターゲット値オフセット量が取り除かれた前記エネルギーレベルを使用して、検出された前記放射イベントを１つのエネルギーヒストグラムにまとめるステップと、
    を含む、医用核イメージング方法。
12. 前記エネルギーヒストグラムを、ディスプレイデバイス上で表示するステップを更に含む、請求項１１に記載の医用核イメージング方法。
13. 前記複数の画素の様々な空間的位置に対するターゲット値オフセット量を表す空間的ディザリングテーブルを記憶するステップと、
    前記空間的ディザリングテーブルを使用して、スケーリングされた前記エネルギーレベルから、前記ターゲット値オフセット量を取り除くステップと、
    を更に含む、請求項１１又は１２に記載の医用核イメージング方法。
14. 前記複数の検出器の較正中に、前記空間的ディザリングテーブルを使用して、前記スケーリングパラメータを生成するステップを更に含む、請求項１３に記載の医用核イメージング方法。
15. 前記複数の検出器における飽和状態及び製造欠陥に対して、推定された前記エネルギーレベルを補正するステップを更に含む、請求項１１乃至１４の何れか一項に記載の医用核イメージング方法。
16. 前記医用核イメージング方法は、単光子放出コンピュータ断層撮影イメージングシステム及びポジトロン放出断層撮影イメージングシステムのうち一方によって行われる、請求項１１乃至１５の何れか一項に記載の医用核イメージング方法。
17. 前記複数の検出器は、デジタルシリコン光電子増倍管を含む、請求項１１乃至１６の何れか一項に記載の医用核イメージング方法。
18. 前記放射イベントは、ガンマイベントである、請求項１１乃至１７の何れか一項に記載の医用核イメージング方法。
19. スケーリングの前にビットを落とすことによって、推定された前記エネルギーレベルを圧縮するステップと、
    スケーリングの後にビットを付け加えることによって、スケーリングされた前記エネルギーレベルを復元するステップと、
    を更に含む、請求項１１乃至１８の何れか一項に記載の医用核イメージング方法。
20. 複数の検出器の複数の画素に対して位置が特定される放射イベントを検出する前記複数の検出器と、
    検出された前記放射イベントのエネルギーレベルを推定し、
    前記複数の画素のエネルギー重心を、共通ターゲット値の周辺のオフセット量で異なり且つ前記複数の画素の空間的位置によって異なるターゲット値にスケーリングするスケーリングパラメータで、推定された前記エネルギーレベルをスケーリングし、
    スケーリングされた前記エネルギーレベルから、ターゲット値オフセット量を取り除き、
    前記ターゲット値オフセット量が取り除かれた前記エネルギーレベルを使用して、検出された前記放射イベントを１つのエネルギーヒストグラムにまとめるように構成された少なくとも１つのプロセッサと、
    を含む、核医用イメージングシステム。