JP5385394B2

JP5385394B2 - ハイブリッド型の核／ｍｒ画像形成における透過データを使用したｍｒセグメンテーション

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Publication number: JP5385394B2
Application number: JP2011526607A
Authority: JP
Inventors: ガニョン，ダニエル; フゥ，ジチュイアン
Original assignee: Koninklijke Philips NV; Koninklijke Philips Electronics NV
Current assignee: Koninklijke Philips NV
Priority date: 2008-09-17
Filing date: 2009-09-09
Publication date: 2014-01-08
Anticipated expiration: 2029-09-09
Also published as: US20110164801A1; RU2011115056A; CN102265307A; WO2010032167A3; US8406495B2; CN102265307B; RU2504841C2; EP2338142A2; WO2010032167A2; JP2012503177A

Description

本発明は、解剖学的な画像形成システムにおける特定の応用を見い出すものであり、特に、結合されたPET-MR画像形成を含むものであるが、他の核画像形成システム等における応用をも見い出すものである。
しかし、記載される技術は、他の画像形成システム、他の画像形成シナリオ、他の画像分析技術等における応用を見い出す場合があることを理解されたい。

陽電子放出型断層撮影（PET: Position Emission Tomography）による画像形成では、PETデータにおける減衰は、典型的に減衰マップを使用して補正される。結合されたPETによるコンピュータ断層撮影（CT）では、CTデータは、PETデータについて正確な減衰マップを容易に生成することができる。CTデータ及び画像は、画像形成された組織の放射線の減衰特性に基づいている。しかし、組み合わせたPET-磁気共鳴（MR: magnetic Resonance）画像形成では、MR画像は、典型的には水ダイポール（H¹）からなる共振特性を示し、この特性は、患者の放射線の減衰特性の関数ではない。

PETスキャナは、CTスキャナと通常は結合されるか、最近ではMRスキャナと結合される。MR画像は、解剖学的臓器又は類似の組織のタイプからなる分割された領域を示すマップを提供する。たとえば、MR画像は、通常、暗い領域として骨を示し、これは、暗い領域として示される空気から骨を区別することにおいて問題を生じさせる可能性がある。空気及び骨は、非常に異なる減衰特性を有する。骨の構造は、典型的に、表面において密度の高い皮質骨又はシェル、及び内部において弾力のある骨梁を含んでいる。解剖学の情報は、典型的に、骨と空気の領域とを区別することが必要とされる。皮質のシェルがエアポケットに隣接する場合、MR画像は、両者を１つの暗い領域として示す場合がある。従って、皮質骨には、減衰マップにおいて誤った値（大気に一致する値）が割り当てられる場合があり、逆に、空気には、減衰マップにおいて誤った値（皮質骨に一致する値）が割り当てられる場合がある。皮質骨の領域を分割する技術は、存在するものの、それらは常に信頼できるものではない。

本発明は、上述された課題及び他の課題を克服する、核画像における減衰を補正するMRに基づいた減衰補正マップを洗練“refine”させる新たな洗練されたシステム及び方法を提供するものである。

１態様によれば、解剖学的な画像補正システムは、MR取得スキャンの間に被検体のMR画像データを取得する磁気共鳴（MR）イメージャ、及び、核取得スキャンの間に被検体の核画像データを取得し、同時に、核スキャナの検査領域に位置される放射線源からの透過データを測定する核スキャナを含む。本システムは、MR画像データからの減衰補正（AC）マップを生成し、測定された透過データを使用して、生成されたACマップを繰り返し洗練させ、洗練されたACマップを生成し、洗練されたACマップを使用して、減衰について核画像データを補正する。

別の態様によれば、磁気共鳴（MR）減衰補正（AC）マップを洗練させる方法は、被検体のMR画像から減衰補正（AC）マップを生成するステップと、被検体を通して、被検体から離れて配置されている放射線源から放射線を放出するステップと、被検体を通して透過された放射線から透過データを測定するステップとを含む。本方法は、ACマップから推定された透過データを生成するステップと、測定された透過データと推定された透過データとの比較に基づいてACマップを調整することで、洗練されたACマップを生成するステップを更に含む。

別の態様によれば、PETスキャナは、放射線検出器のリング、放射線検出器のリング内に固定して設けられる放射線源、請求項１に係る方法を実行して、洗練された減衰補正（AC）マップを生成するプロセッサを含む。さらに、PETスキャナは、洗練されたACマップにより放射線検出器からのPETデータを補正し、補正されたPETデータを減衰が補正されたPET画像に再構成する再構成アルゴリズムを更に含む。核イメージにおける減衰を補正する減衰補正マップを洗練させる装置は、被検体のMR画像から減衰補正（AC）マップを生成する手段、被検体から離れて配置され、被検体を通して放射線を透過させる手段、被検体を通して透過された放射線から透過データを測定する手段を含む。さらに、本装置は、ACマップから推定される透過データを生成する手段、測定された透過データと推定された透過データとの比較に基づいてACマップを調整することで、洗練されたACマップを生成する手段を更に含む。

本発明の１つの利点は、減衰補正マップの精度が改善されることである。
本発明の別の利点は、MRに基づく減衰補正マップにおける骨のボクセルと空気のボクセルとの間の不明確さを解決することにある。
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で当業者により理解されるであろう。

本発明は、様々なコンポーネント及びコンポーネントのアレンジメントの形態、様々なステップ及びステップのアレンジメントの形態をとる場合がある。図面は、様々な態様を説明するためのものであって、本発明を限定するものとして解釈されるべきものではない。
本発明の様々な態様に係る、MR減衰マップを洗練させるポイント又はラインソースの使用を容易にするシステムを例示する図である。本発明の様々な態様に係る、核画像形成装置におけるポイントソースの位置を例示する図である。測定されたポイントソースの透過データと、それぞれのデータが含まれる複数のヒストグラムのビンとの間のグラフ上の関係を例示する図である。レイトレーシングアルゴリズムを使用してプロセッサにより生成されたシミュレートされた又は推定されたポイントソースの透過データと、それぞれのシミューレートされたデータが含まれる複数のヒストグラムのビンとの間のグラフ上の関係を例示する図である。測定されたポイントソースの透過データの値と、それぞれの差分データが含まれる複数のヒストグラムのビンとの間の違いに関するグラフ上の関係を例示する図である。本発明の様々な態様に係る、核イメージにおける減衰を補正する洗練されたACマップを生成する方法を例示する図である。３次元画像表現を生成するために個々のプロセッサ又は共有される再構成プロセッサにより再構成される画像データを生成する、MR画像形成装置と核スキャナのような複数の画像形成装置を含む例示的なホスピタルシステムを例示する図である。

図１は、本発明の様々な態様に係る、MR減衰マップを洗練させるポイントソースの使用を容易にするシステム１０を例示する図である。MR画像形成又はスキャニング装置１２は、MR減衰補正（AC）マップ１６を生成するために身体の輪郭、肺、軟組織、骨構造等が分割される被検体の組織又は他の関心のあるボリュームのMRに基づく画像１４を生成する。たとえばポイントソースである１以上の放射線源１８は、被検体（たとえば関心のあるボリューム又は患者）の境界の外側であって、核画像形成装置２０の検査領域内に配置される。ポイントソースの減衰又は透過データ２２は、PETスキャナ又は単電子放出型断層撮影（SPECT: Single Photon Emission Computed Tomography）スキャナのような核画像形成装置２０により測定される。なお、減衰及び透過は、一方が、吸収されない（透過される）放射線の全体量の一部を暗示する意味で、互いに逆のことを意味する。数学的に、何れかを使用することができる。本実施の形態では「透過」データが使用されるが、透過データは、透過情報と減衰情報の両者を含むことを理解されたい。１つの固定されたポイントソースから、被検体又は患者の２次元（2D）の投影核イメージ２３が生成される。その間、推定される透過データ２４は、MR減衰マップ１６を使用して被検体のボリュームを通して投影するレイトレーシング技術又はアルゴリズム２６を使用してシミュレートされる。測定されたポイントソースの透過データ２２及びシミュレートされた透過データ２４は、コンパレータ２８により比較され、減衰マップ上で実行される反復的な微調整アルゴリズム３０により差が最小にされる。従って、準最適なMR減衰マップ１６は、測定されたポイントソースの透過データを使用して最適化され、洗練された（たとえば最適な）MR減衰マップ３２が生成される。

MR画像が異なる組織のタイプに分割されるとき、それぞれの組織のタイプは、対応する放射線の減衰特性について推定される。それぞれのセグメントのMR画像及び推定された透過値から、被検体を通して任意の放射線に沿った推定される透過を計算することができる。実際に収集されるポイントソースの透過のそれぞれの放射線に沿って、推定される透過が計算される。対応する放射線に沿って推定された透過と実際に測定された透過とを比較することで、推定された透過値における誤差が決定される。多数の放射線が、異なる分割された領域を通過するのと同様に、共通の分割された領域であって、それぞれの領域において異なる経路長をもつ領域をも通過する。空気であると推定された領域及び骨であると推定された領域を容易に確かめることができる。さらに、放射線に沿って、推定された透過と実際に測定された透過との間の適合が最適化されるまで、それぞれ分割された領域の減衰／透過値は、減衰ファクタを繰り返し調整することで改善される。

同様に、予め選択された閾値にないデータを最適化することが不可能なことは、患者の動きを示す場合がある。身体の輪郭及び全体として内部領域の位置を繰り返し調節すること、又は身体の輪郭内にある内部領域の位置を繰り返し調節することで、患者の動きに適合すること、及び／又は患者の動きを検出することを最適化することができる。

MR画像形成装置１２及び核イメージング又はスキャニング装置２０は、様々な実施の形態によれば、個別の画像形成装置であるか、組み合わせ又はデュアルモダリティ画像形成装置である場合がある。たとえば、デュアルモダリティイメージャの場合、被検体は、MR画像形成のモダリティを使用してスキャニングされ、次いで、ポイントソースが画像形成装置に位置された後、核イメージング（たとえばPET又はSPECT）モダリティを使用して再びスキャンされる。このようにして、被検体の動きは、スキャンの間で最小にすることができる。さらに、この実施の形態及び他の実施の形態では、ポイントソースの位置は、ポイントソースからの透過データの検出を容易にするために、核イメージングスキャンの間で一貫性があるように、一定に維持されるか、及び／又は予め決定される場合がある。

システム１０は、MR画像データ１４、準最適なACマップ１６、測定されたポイントソースデータ２２、シミュレートされた又は推定されたポイントソースの透過データ２４、及び洗練されたACマップ３２を記憶するメモリ３４を含む。メモリは、シミュレートされた透過データ２４を生成するために使用されるレイトレーシングアルゴリズム２６、コンパレータ２８（たとえばシミュレートされたデータを測定されたポイントソースデータに比較するコンピュータ実行可能な命令）、洗練されたACマップ３２を生成するとき、ACマップ１６を洗練させるために使用される反復的な微調整アルゴリズム（iterative fine-tuning algorithm）３０を更に記憶する。

さらに、システム１０は、メモリ３４に記憶されたデータを分析し、メモリに記憶されるアルゴリズムを実行して、メモリ３４における記憶のために新たなデータを生成するプロセッサ３６を含む。たとえば、プロセッサは、１以上のMR再構成アルゴリズム３８を実行して、被検体のMRスキャンの間に取得されたrawデータであるMRデータからMR画像１４を再構成する。同様に、プロセッサは、１以上の核イメージ再構成アルゴリズム３９を実行して、被検体の核スキャンの間に取得されたrawデータである核スキャンデータ４１から投影核イメージ２３を再構成する。さらに、プロセッサは、推定された透過データ２４を生成し、コンパレータ２８を実行して、推定されたデータ２４と測定されたポイントソースの透過データ２２との間の差を決定し、反復的な微調整アルゴリズム３０を実行して、オリジナルのACマップ１６から洗練されたACマップ３２を生成する。本明細書で使用される「アルゴリズム」は、メモリ３４に持続して記憶され、プロセッサ３６により実行される１以上のコンピュータにより実行可能な命令を意味するように解釈される場合がある。

従って、システム１０は、被検体と共に核画像形成の検査領域においてポイントソース（又はラインソース）を配置するように利用される。１例では、放射線のポイントソース又はラインソースは、イメージングアイソトープとポイント又はラインソースとを識別するのを容易にするため、被検体のPET画像を生成するために使用されるPETアイソトープとは異なるエネルギーをもつ放射性同位体である。ポイント又はラインソースからの放射線は、PET検出器により検出され、（たとえばメモリ３４に記憶され、プロセッサ３６により実行される）エネルギー識別アルゴリズム４２を使用してPETデータから分離され、特に、被検体を通した投影である透過の放射線データを生成するために使用される。２以上の放射線源を使用するか、患者とは相対的に放射線源を回転することで、３次元の放射線の減衰マップが容易に生成される。ポイントソース又はラインソースは、ガントリー又は核イメージング装置２０又は患者支持体の構造に一時的に挿入されるか、又は永続的に搭載することができる。たとえば、レシービング構造は、患者支持体又は穴を画定する構造における予め選択された既知の位置で定義される。ソースの既知の位置は、投影データの分析を容易にする。代替的に、ソースの位置は、投影データを分析することで決定することができる。

別の実施の形態によれば、減衰マップは、MRスキャナ１２のような解剖のイメージングモダリティから導出される。良好な性能のため、多数のポイントソース１８が実際に利用される場合がある。しかし、以下の例では、１つのポイントソースとのPET/MRの組み合わせが記載される。この例によれば、MRスキャナ１２を使用して、被検体又は患者のMR画像が生成される。身体の輪郭及び他の内部の臓器の境界が確定される。実質的又は完全に軟組織である知られている領域が識別され、ラベル付けされる。空気及び骨の組織を含む、肺組織のような特徴付けすることができない領域は、ラベル付けされないままにされる。

同じ被検体又は患者の（たとえばPET又はSPECTといった）核イメージが生成される（たとえば核イメージデータが取得される）。同時に、異なるエネルギーのウィンドウが開き、患者又は被検体の境界の外であって、核イメージャのガントリにおける検査領域内に適切に意図される放射線のポイントソース１８からのカウントを受ける。たとえば、SPECT画像形成のため、標準的なエネルギーウィンドウが使用される。PET画像形成のため、エネルギーウィンドウ及び「シングル“single”」モードが使用される。ポイントソースは、患者又は被検体を画像形成するために使用される放射線同位体から発生される放射データよりも高いエネルギーである（たとえば、511kevでPETデータを画像形成するとき、662kevで¹³⁷Csである）。身体の輪郭又は外形は、散乱からポイントソースの放射線を識別するのを更に容易にする。さらに、PET放射線よりも高いエネルギーをもつポイントソースを使用することで、PET放射線の散乱からポイントソースの放射線を識別することが容易となる。これは、ポイントソースの放射線は、低エネルギーのPET放射線の散乱とオーバラップしないためである。ソースからのデータが取得され、メモリ３４に記憶されるヒストグラム又は投影に蓄積される。減衰係数は、分割されたMR画像の既知の領域に（たとえばACマップ１６を生成するときに、プロセッサにより）割り当てられる。外部のポイントソース（図２参照）と同じ幾何学的形状をもつMRに基づいた減衰マップ１６を通して推定された投影データ２４を生成するため、レイトレーシングアルゴリズムを使用して、数学モデルが構築される。減衰マップ１６を通して推定された又はシミュレートされた数学投影データ２４が、ポイントソースの測定された透過データ２２に厳密に一致するまで、未知の領域には、空気又は骨の値に代替的に割り当てられる。適切に分割され、空気及び骨の組織の様々な不明確な領域について値が適切に割り当てられた洗練されたACマップ３２は、核イメージ２３の減衰の補正を実行するために使用することができる。ひとたび空気及び骨の領域が決定されると、様々な軟組織の領域の減衰ファクタが任意に最適化される。

図２は、本発明の１以上の態様に係る、核画像形成装置２０に位置されるポイントソース１８を例示する。（たとえば被検体、患者である）関心のあるボリューム６０は、核画像形成装置２０のガントリ６４により定義される画像形成領域におけるテーブル又は患者支持体６２に配置される。関心のあるボリュームは、関心のあるボリュームのMR画像を使用して容易に曖昧さをなくすことができない、（たとえば肺組織、大気又はガスポケット等といった）骨の組織又は空気の場合がある不明瞭な領域６６を有する。したがって、ポイントソース１８は、関心のある領域に隣接するテーブル６２の近くに位置され、ガントリ６４に搭載される核検出器７０により検出される放射線透過ライン６８を放出する。１実施の形態では、ガントリ６４は、回転可能なガントリであり、核検出器７０は、透過ライン６８を検出するのと同様に、関心のあるボリュームに投与される放射性同位体からの核スキャンデータを取得して核イメージを生成するため、検査領域に関して回転される。

別の実施の形態では、異なる透過エネルギーを有する２以上のポイントソース１８，１８’は、完全な視野を形成するために検査領域の周りに配置される。このように、MR画像データにおける骨と空気のボクセルとの間の不明確さを解決するのを容易にするため、２以上のラインの統合が生成される。

別の実施の形態では、核検出器７０は、PET検出器であり、取得されたPETデータにおける減衰は、PET画像を再構成するとき、上述された洗練されたACマップを使用して補正される。

別の実施の形態では、核検出器７０は、SPECT（Single Position Emission Computed Tomography）検出器であり、取得されたSPECTデータにおける減衰は、SPECT画像を再構成するとき、上述された洗練されたACマップを使用して補正される。

図３Ａは、測定されたポイントソースの透過データ２２と、それぞれのデータが含まれる複数のヒストグラムビンとのグラフ上の関係７１を例示する。PET減衰の補正のために容易に使用されるようになるまでACマップを繰り返し洗練させるために、測定されたポイントソースの透過データ２２は、推定されたポイントソース透過データ２４（図３Ｂ）と共に使用される。

図３Ｂは、レイトレーシングアルゴリズム２６（図１）を使用してプロセッサ３６により生成されたシミュレートされた又は推定されたポイントソースの透過データ２４と、それぞれのシミュレートされたデータが含まれる複数のヒストグラムビンとの間のグラフ上の関係を例示する。推定されたポイントソースの透過データ２４は、測定されたポイントソースデータ２２と比較され、PET画像を再構成するとき、ACマップがPETスキャンデータにおける減衰の補正における使用の準備があるかを判定する。

図３Ｃは、測定されたポイントソースの透過データの値とシミュレートされた透過データの値との差と、それぞれの差のデータが含まれる複数のヒストグラムのビンとのグラフ上の関係７４を例示する。差の値は、プロセッサ３６が図１のコンパレータ２８を実行するときに決定される。それぞれのACマップでの繰り返しの調節により、差の値が低減される。ひとたび、推定された透過データとシミュレートされた透過データとの間の差の値が十分に小さくなると（たとえば予め決定された閾値以下）、洗練されたACマップは、PET減衰の補正において使用されるために記憶される。

図４は、本発明の様々な態様に係る、核イメージにおける減衰を補正する洗練されたACマップを生成する方法を例示する。ステップ７８で、被検体のMR画像が生成される。ステップ８０で、ACマップは、被検体の分割されたMR画像から生成される。ステップ８２で、被検体は、核スキャナ（たとえばPET又はSPECT）の検査領域に配置され、ポイントソースは、被検体の外側に位置され、且つ検査領域内に位置される。ポイントソースは、（たとえば約662kevである）¹³⁷Ｃsのような被検体に投与される放射線同位体（たとえば511kev）よりも高いエネルギーをもつガンマ線を放出する。代替的に、¹³³Ba（たとえば約360kev）のような、（たとえば511kevよりも低い）低エネルギーがポイントソースについて使用される。

ステップ８４で、核スキャナを使用して、ポイントソースからの透過データが測定され、被検体の核イメージデータが生成される。たとえば、シングルモードで動作しているPETは、図３Ａに示されるように、核同位体の放出データと同時にポイントソースの透過データを測定する。ステップ８６は、図３Ｂに示されるように、ACマップに関するレイトレーシング技術を使用して透過データが導出又は推定される。ステップ８８で、図３Ｃに示されるように、ステップ８４からの透過データとステップ８６からの投影データとの間の差が決定される。ステップ９０で、二乗平均平方根誤差（rms）等のような、ステップ８８で決定された差を表すエラーファクタが計算される。

ステップ９２で、ステップ９０で計算されたファクタを使用して減衰マップが変更され、本方法は、次の投影データの生成、測定された透過データへの比較、差の決定及びrmsファクタの生成のためにステップ８６に戻る。ステップ９６で、最小のrmsエラーが発見されたかに関する判定が行われる。最小のrmsエラーが発見されていないと判定された場合、本方法は、ステップ９２に戻る。最小のrmsエラーが発見されたと判定された場合、ステップ９７で、ステップ８４で生成された被検体の核イメージにおける減衰の補正で使用するため、改善された減衰マップが保存される。ステップ９８で、ステップ８４で生成された核イメージデータは、減衰が補正された核イメージ（たとえばPET又はSPECT）を生成するため、ステップ９７で記憶されたACマップを使用して再構成される。

図５を参照して、例示的なホスピタルシステム１００は、MR画像形成装置１２、核スキャナ２０（たとえばPET又はSPECT）等のような複数の画像形成装置を含み、これら複数の画像形成装置は、3D画像の表現を生成するため、個別の再構成プロセッサ又は共有される再構成プロセッサ１０２により再構成される画像形成データを生成する。画像の表現は、ネットワーク１０４から中央のメモリ１０６又はローカルのメモリ１０８に伝達される。

ネットワークに接続されるステーション１１０で、オペレータは、ユーザインタフェース１２４を使用して、選択された3Dの患者のMR減衰マップを中央のメモリ１０６及びローカルのメモリ１０８に移動するか、中央のメモリ１０６とローカルのメモリ１０８との間に移動する。ビデオプロセッサ１１６は、ディスプレイ１２２の第一の窓（view port）１１８₁において選択された減衰マップ（又はMR画像）を表示する。核イメージは、第二の窓１１８₂において表示される。第三の窓１１８₃は、減衰マップと核イメージの重ね合わせを表示する。たとえば、ユーザは、MR減衰マップにおけるランドマークを対応する構造又は核イメージにおけるランドマークに位置決めすることができる。たとえば、オペレータは、インタフェース１２４を通して、減衰マップの画像におけるランドマークに対応する核イメージのランドマークを（たとえばマウス、スタイラス、又は他の適切なユーザ入力装置を使用して）選択する。代替的に、減衰マップは、プロセッサ１１６におけるプログラムにより自動的に位置決めすることができる。ユーザインタフェース１２４におけるプロセッサ３６（図１）は、次いで補正アルゴリズムを実行し、減衰マップにおける不明確な領域において補うときに採用すべき適切な組織のタイプ（たとえば骨又は空気）を推測する。

次いで、他の応用で使用される場合がある、減衰が補正された核イメージを再構成するために洗練された減衰マップが使用される。たとえば、治療計画ステーション１３０は、治療のセッションを計画するために減衰が補正されたPET画像を使用する。ひとたびオペレータの満足に対して計画されると、計画された治療は、自動化された手順に対して必要に応じて、計画されたセッションを実現する治療装置１３２に転送することができる。他のステーションは、様々な他の計画の手順において減衰が補正されたPET画像を使用する場合がある。

別の実施の形態では、窓１１８₃で表示されたオーバレイは、核イメージに対してMR画像に重み付けし、逆に、MR画像に対して核イメージを重み付けするために調節可能である。たとえば、メカニカル又はディスプレイ１２２に提示され、入力装置により操作される場合があるスライダバー又はノブ（図示せず）は、MR画像又は核イメージの重みを変化させるために調節される場合がある。１実施の形態では、オペレータは、（窓１１８₁で示される）MR画像データから、MR及び核イメージデータの多数の及び／又は連続した組み合わせを通して、（窓１１８₂に示される）核イメージデータへの画像を窓１１８₃において調節する。たとえば、MR画像データの核画像データに対する比率は、0:1から1:0に不連続に又は連続して調節される。別の選択肢として、MR画像は、グレイスケールで表示され、核イメージは、カラー化することができる。MR画像における解剖学的ランドマークは、核イメージを被検体に関連付けるのに役立つ。

本発明は、幾つかの実施の形態を参照して記載された。先の詳細な説明を読んで理解することで、他の変更及び代替が行われる場合がある。本発明は、特許請求の範囲又はその等価なものの範囲に含まれる限り、全ての係る変更及び代替を含むとして解釈されるべきことが意図される。

Claims

磁気共鳴（MR）取得スキャンの間に被検体のMR画像データを取得するMRイメージャと、
核取得スキャンの間に前記被検体の核画像データを取得する核スキャナであって、前記核スキャナの検査領域に位置される放射線源からの透過データを測定する核スキャナと、
前記MR画像データから減衰補正（AC）マップを生成し、前記測定された透過データを使用して、前記ACマップを繰り返し洗練させ、洗練されたACマップを生成し、前記洗練されたACマップを使用して、減衰について前記核画像データを補正するプロセッサと、
を備える解剖学的な画像補正システム。
前記プロセッサは、
前記ACマップにレイトレーシングアルゴリズムを実行して、推定された透過データを生成し、
前記推定された透過データと前記測定された透過データとの間の差を決定する比較を行い、
前記ACマップにおける減衰の値を調節して、前記推定された透過データと前記測定された透過データとの間の差を低減する、
請求項１記載のシステム。
前記プロセッサは、最小自乗平均の誤差値を計算して、前記推定された透過データと前記測定された透過データとの間の差を最小にする、
請求項２記載のシステム。
前記プロセッサは、前記差が最小にされたことの判定に応じて、前記洗練されたACマップをメモリに記憶する、
請求項２記載のシステム。
前記核スキャナは、陽電子放出型断層撮影（PET）用のスキャナであり、
前記PET用のスキャナは、前記被検体に投与される放射線同位体から放出される放射線であって、約511kevのエネルギーレベルを有する放射線からデータを取得し、
前記放射線源は、約511kevとは異なるエネルギーレベルを有する放射性物質である、
請求項１記載のシステム。
前記放射線源は、固定された位置に設けられるか、又は、前記核スキャナのガントリの検査領域において前記被検体が位置される患者の支持体及び前記ガントリの少なくとも１つに設けられる、
請求項１記載のシステム。
磁気共鳴（MR）減衰補正（AC）マップを洗練させる方法であって、
被検体のMR画像データからACマップを生成するステップと、
前記被検体を通して、前記被検体の放射線源から放射線を放出するステップと、
前記被検体を通して透過された放射線から透過データを測定するステップと、
前記ACマップから推定された透過データを生成するステップと、
前記測定された透過データと前記推定された透過データとの比較に基づいて前記ACマップを調整することで、洗練されたACマップを生成するステップと、
を含む方法。
陽電子放出型断層撮影（PET）用のデータを生成するステップと、
洗練されたACマップにより前記PETデータを補正するステップと、
補正されたPETデータをPET画像に再構成するステップと、
を更に含む請求項７記載の方法。
前記測定された透過データと前記推定された透過データとの間の第一の誤差を決定するステップと、
前記ACマップを調整して前記第一の誤差を低減するステップと、
調整されたACマップを使用して第二の推定された透過データを決定するステップと、
前記測定された透過データと前記第二の推定された透過データとの間の第二の誤差を決定するステップと、
前記調整されたACマップを更に調整して前記第二の誤差を低減するステップと、
を更に含む請求項７記載の方法。
前記第二の誤差を決定するステップは、
二乗平均平方根（rms）の値を繰り返し決定し、決定されたrms値が最適化されるまで前記ACマップを調整するステップを含む、
請求項９記載の方法。
１以上のコンピュータを制御して請求項１０記載の方法を実行させるソフトウェアを記憶したコンピュータ読み取り可能な記録媒体。
陽電子放出型断層撮影（PET）用のスキャナは、前記被検体に投与される放射性同位体から放出される放射線であって、約511kevのエネルギーレベルを有する放射線からのデータを取得し、
放射線源は、約511kevとは異なるエネルギーレベルを有する放射性物質である、
請求項７記載の方法。
陽電子放出型断層撮影（PET）用のスキャナであって、
放射線検出器のリングと、
前記放射線検出器のリング内の固定して設けられた放射線源と、
洗練された減衰補正（AC）マップを生成するために請求項７記載の方法を実行するプロセッサと、
前記洗練されたACマップにより前記放射線検出器からのPETデータを補正し、補正されたPETデータを減衰が補正されたPET画像に再構成する再構成アルゴリズムと、
を備えるPCT用のスキャナ。
単電子放出型コンピュータ断層撮影（SPECT）用のスキャナであって、
複数の放射線検出器と、
放射線検出器の検査領域内に固定して設けられた放射線源と、
洗練された減衰補正（AC）マップを生成するために請求項７記載の方法を実行するプログラムと、
前記洗練されたACマップにより前記放射線検出器からのSPECTデータを補正し、補正されたSPECTデータを減衰が補正されたSPECT画像に再構成する再構成アルゴリズムと、
を備えるSPECT用のスキャナ。
減衰補正（AC）マップを洗練させる方法であって、
取得された磁気共鳴（MR）画像データから前記ACマップを生成するステップと、
放射線のポイントソースから検出された透過データを使用して前記MR画像データにおける骨のボクセルと空気のボクセルとを識別するステップと、
検出されたポイントソースの透過データに基づいて前記ACマップを更新するステップと、
を含む方法。