JP6495923B2

JP6495923B2 - エネルギー較正を介した散乱除去方法

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Publication number: JP6495923B2
Application number: JP2016542433A
Authority: JP
Inventors: リロイローレンス，トーマス; シァオロンワン，シャロン
Original assignee: Koninklijke Philips NV
Current assignee: Koninklijke Philips NV
Priority date: 2013-09-17
Filing date: 2014-09-16
Publication date: 2019-04-03
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Also published as: EP3047307B1; US9535175B2; US20160209524A1; CN105556340B; EP3047307A1; WO2015040535A1; CN105556340A; JP2016530543A

Description

本発明は一般に、核イメージングに関する。本発明は、ポジトロン放射断層撮影法（PET）におけるエネルギー較正に関連する特定の適用があり、特にこれに関連して説明されるであろう。しかしながら、理解されるように、単一光子放射型コンピュータ断層撮影法（SPECT）のような他の利用シナリオにも適用があり、必ずしも上述の適用に限定されない。

がん治療の診断（腫瘍学）のような、３次元（3D）PETイメージングの多くの臨床的応用では、患者のSUV（standardized uptake values）の正確な定量的測定が重要である。3D PETスキャナは、高い感度をもたらすが、正確なSUV測定値を得るために再構築により減弱、散乱及び偶発性について補正を行わなければならない。典型的な腫瘍学研究のデータレートでは、散乱イベントは、合計イベントの約30%である。散乱に起因する特有のデータを識別するのではなく、データセットに対する統計的な補正が再構築プロセス中に用いられる。本質的に「ノイズ」を有するというデータの統計的特性のために、散乱の除外は完全ではなく、これはSUVの不正確性の原因の１つである。散乱除去における顕著な改善がなければ、定量的分析の正確性は低下する。

歴史的に、PETシステムは、固定の低レベルの弁別器（LLD：lower level discriminator）のエネルギー閾値、例えば439キロ電子ボルト（keV）を使用して、処理パイプラインにおける散乱イベントを最小化する。このアプローチは簡単であるが、LLDは固定であり、コンプトン散乱イベントを差別するように最適化及び／又は強化されないので、エネルギー分解能が向上すると、幾らかの散乱イベントを受け入れるという欠点を有する。図１を参照すると、公知のPETシステムについての散乱フラクション対エネルギー分解能のグラフが提供されている。図に示されるように、固定のLLDはより多くの散乱が通過することを許容するので、改善された（すなわち、低い）エネルギー分解能（E-res）値を有するシステムは概して、散乱フラクションが増加することになる。

より多くの散乱イベントを除去する１つの方法は、エネルギースペクトルのためのエネルギーウィンドウのLLDを最適化することである。図２はエネルギースペクトルを示している。エネルギーピークの重心（centroid）は511keVである（すなわち、ガンマ線の公知のエネルギーが、PET消滅イベントを生じた）。LLD及びより上位レベルの弁別器（ULD：upper level discriminator）が更に図示されており、ULDは典型的に、他のソースからの迷放射線を除外する。現在のPETシステムは、システム全体内の全てのピクセルについて１つのエネルギーウィンドウを用いる。このフリーサイズの汎用型（one-size-fits-all）ウィンドウは、図２に図示されるように、より狭いエネルギースぺクトルのピクセルについて、より多くの散乱イベントを不可避的に許容し、図２の場合、ULDが右に離れすぎている。さらに、このフリーサイズの汎用型ウィンドウは、より広いエネルギースペクトルのピクセルについての真のイベント（真同時計数）（true event）を不可避的に除外する。

クリスタル及びセンサの変化により、PETシステムのピクセルのエネルギースペクトルも典型的に変化する。したがって、PETシステムのピクセルのエネルギー分解能も変化する。エネルギー分解能の変化は、システム全体に対して、40%又はそれ以上の大きさである可能性がある。本出願は、散乱除去について伝統的なアプローチ（すなわち、固定のエネルギーウィンドウを使用する）に対する改善を提供し、これは特に、エネルギー分解能がシステム的に高くなる、エッジピクセルに有利である。

一側面によると、医療用核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（radiation event）を検出し、検出された放射イベントに応答して、エネルギースペクトルを生成し、検出された放射イベントのエネルギーを推定する、複数のピクセルを含む。システムは、複数のエネルギーウィンドウを格納するメモリを更に含み、エネルギーウィンドウがピクセルに対応する。さらにまた、システムは、検出を行うピクセルに対応するエネルギーウィンドウにより、放射イベントをウィンドウ化する（window）イベント検証モジュールを含む。さらに、システムは、ウィンドウ化された放射イベントを、画像表現（image representation）へ再構築する、再構築プロセッサを含む。

別の側面によると、医療用核イメージング方法は、複数のピクセルによって放射イベントを検出するステップと、検出された放射イベントのエネルギーを推定するステップと、複数のエネルギーウィンドウを受け取るステップとを含む。ピクセルは、エネルギーウィンドウに対応する。この方法は、検出を行うピクセルに対応するエネルギーウィンドウにより、放射イベントをウィンドウ化するステップと、ウィンドウ化された放射イベントを、画像表現へ再構築するステップとを更に含む。

別の側面によると、核イメージングシステムを較正する医療システムが提供される。この医療システムは、イメージングシステムのガンマ線検出器についての複数のエネルギースペクトルを受け取るようにプログラムされる少なくとも１つのプロセッサを含む。エネルギースペクトルは、検出器の異なるピクセルに対応する。少なくとも１つのプロセッサは、エネルギースペクトルをガウス曲線にフィットさせ、傾向線（trend line）をエネルギースペクトルのガウス曲線の両側にフィットさせ、フィットさせた傾向線から、低レベル弁別器（LLD）と上位レベル弁別器（ULD）を決定するように更にプログラムされる。LLD及びULDは、ピクセルについて個別のエネルギーウィンドウを定義する。

１つの利点は、ポジトロン放射断層撮影法（PET）イメージングにおける散乱除去の改善にある。

別の利点は、PETイメージングにおける画像品質の向上にある。

以下の詳細な説明を読み、理解すると、本発明の更なる利点が当業者に認識されるであろう。

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を取り得る。図面は、単に好適な実施形態を図示する目的のためであり、本発明を限定するものとして解釈されるべきではない。
ポジトロン放射断層撮影法（PET）システムの散乱フラクション対エネルギー分解能のグラフを示す図である。ピクセル及びエネルギーウィンドウのエネルギースペクトルを示す図である。各ピクセルの散乱除去のためにエネルギーウィンドウを使用するPETイメージングシステムを示す図である。 PET検出器のシンチレータ要素における散乱イベントを示す図である。 LYSO（cerium-doped lutetium yttrium orthosilicate）シンチレータを用いるシリコン光電子増倍管（SiPM：silicon photomultiplier）の典型的なエネルギースペクトル、エネルギースペクトルについての修正ガウスフィット（modified Gaussian fit）及び修正ガウスフィットに対する傾向線を示す図である。２つの異なるエネルギースペクトルについてのエネルギーウィンドウの決定及び結果として得られるエネルギーウィンドウを示す図である。個別化されたエネルギーウィンドウを使用するPETイメージングシステムのエネルギースペクトルと、公知のPETイメージングシステムのエネルギースペクトルの双方を示す図である。散乱除去のために個別化されたエネルギーウィンドウを使用して、関心領域（ROI）の画像表現を生成する方法を示す図である。散乱除去のために個別化されたエネルギーウィンドウを決定する方法を示す図である。

３次元（3D）ポジトロン放射断層撮影法（PET）イメージングでは、ノイズの大部分は散乱イベントから生じる。画像の再構築の前にこれらの散乱イベントを適切に除去することは、PET画像の品質を向上させることができる。本出願は、PETシステムの個別のピクセルのシステムエネルギー応答を測定し、次いでエネルギー較正中に各ピクセルの最適なエネルギーウィンドウを決定する方法を説明する。患者を撮像するとき、これらの最適なエネルギーウィンドウを使用して真イベント（true event）を選択する。これは、信号対ノイズ比を向上させ、画像のコントラストを改善する。

図３を参照すると、図示される3D PETイメージングシステム等の核イメージングシステム１０は、生イメージングデータを生成する核スキャナ１２、特にPETスキャナを含む。スキャナ１２は、検出器１４を含み、この検出器１４は典型的に、シンチレータクリスタルとシリコン光電子増倍管（SiPM：silicon photomultiplier）から形成され、スキャナ１２の内径（穴）の周囲に配置される。内径は、撮像すべき被検体の関心領域（ROI）、例えば脳、胴体等を受け入れる検査領域１６を定める。検出器１４は典型的に、検査領域１６の長さにわたる１つ以上のステーショナリリング内に配置される。しかしながら、回転可能なヘッドも考慮される。モータ及びドライブ等は、検査領域１６における被検者支持体１８の縦方向の動きと垂直調整を提供する。

検出器１４は、検査領域１６からガンマ光子を検出する。図４を参照すると、図示される実施形態では、検出器１４の各々が、格子２２内に配置される１つ以上のシンチレータ２０を含む。さらに、検出器１４の各々は、１つ以上の光センサ２４を含み、この光センサの各々は、対応するシンチレータへ光学的に結合され、シンチレータ２０の格子２２と同様のサイズのグリッド２６内に配置される。（図示されるように）シンチレータ２０とセンサ２４との間には１対１の対応関係が存在することが多いが、他の対応関係も考慮される。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内にエネルギーをデポジット（deposit）すると、シンチレータは、センサ２４に向かって光を発し、放射する。シンチレーションイベントによって生じる光の量は、デポジットされる光の量に直接相関する。センサ２４はシンチレーション２０によって放射される光を検出する。シンチレータの例には、タリウム活性化ヨウ化ナトリウム（NaI(TI)）、LYSO（cerium-doped lutetium yttrium orthosilicate）及びLSO（cerium doped lutetium oxyorthosilicate）が含まれる。センサの例には、光電子増倍管（PMT）、フォトダイオード、アバランシェフォトダイオード及びシリコン光電子増倍管（SiPM）が含まれる。

図示される例では、シンチレータ２０はガンマ光子２８を受け取る。ガンマ光子２８は、第１のシンチレータ３０内にコンプトン散乱され、そのエネルギーの一部のみを第１のシンチレータ３０内にデポジットし、これにより、第１のシンチレータ３０に光パルス３２を放射させる。コンプトン角度が小さい場合、非常に少ないエネルギーしかデポジットされず、光パルス３２は非常に小さい。しかしながら、コンプトン角度が大きい場合、実質的に全てのエネルギーがデポジットされ、光パルス３２は、デポジットされているエネルギーの全てから得られる光パルス３２と区別することが難しい。図示されるように、第１のシンチレータ３０内のコンプトン角度は、非常に小さく、このため散乱されたガンマ光子２８は、実質的にそのエネルギーの全てを有して、第２のシンチレータ３４に進む。第２のシンチレータ３４内の相互作用が、残りのエネルギーの全てをデポジットするか、大きなコンプトン角度を有して残りのエネルギーのほぼ全てをデポジットする場合、出力光パルス３６は、散乱されていないシンチレータイベントと非常に良く似ているであろう。図示されるように、散乱されたガンマ光子２８は、第３のシンチレータ３８に進み、第３のシンチレータ３８において、その残りのエネルギーがデポジットされ、これにより光パルス４０が生じる。センサ２４は、３つのシンチレータ要素３０、３４、３８内のエネルギーのデポジットから生じるシンチレーションイベントを検出する。

図３に戻ると、バックエンドシステム４２は、検出器１４の各ピクセルについて、各ピクセルが自身のエネルギーウィンドウを有するように、個別のエネルギーウィンドウを決定する。ピクセルの異なる感度に起因して、エネルギーウィンドウ４４は相互に異なる。本明細書で使用されるとき、ピクセルは、測定されたガンマ光子のデポジットが局所化され得る、検出器１４の最も小さなエリアである。例えばセンサ２４がSiPMに対応する場合、各ピクセルは、SiPMのピクセルのうちの１つ（すなわち、SiPMのフォトダイオードのアレイのうちの１つ）に対応することができる。バックエンドシステム４２は更に、スキャナ１２及び個別のエネルギーウィンドウ４４を使用してROIのPET画像を生成することができる。バックエンドシステム４２は典型的に、スキャナ１２からリモートであり、上述の機能を実行するよう複数のモジュール４６を含む。

バックエンドシステム４２の制御モジュール４８は、バックエンドシステム４２の全体的な動作を制御する。制御モジュール４８は、バックエンドシステム４２のディスプレイデバイス５０を使用して、グラフィカルユーザインタフェース（GUI）をバックエンドシステム４２のユーザに適切に表示する。さらに、制御モジュール４８は、オペレータが、バックエンドシステム４２のユーザ入力デバイス５２を使用して、GUIと対話をすることを適切に可能にする。ユーザは、GUIと対話をして、ROIのイメージングを調整するよう、バックエンドシステム４２に指示することができる。

スキャナ１２及び個別のエネルギーウィンドウ４４を使用してROIのPET画像を生成するために、ROIに放射性核種を注入する。放射性核種はポジトロンを放出し、（例えば被検者支持体１８を使用して）検査ボリューム１６内に配置される。典型的に消滅ガンマ（annihilation gammas）のペアは、検査領域１６内のポジトロン消滅イベントによって生じ、この場合、そのペアの各消滅ガンマは概ね反対の方向に動く。次いでバックエンドシステム４２のデータ取得モジュール５４を使用して、検出器１４によって受け取られるガンマ光子を示す排出データ（emission data）を取得する。

バックエンドシステム４２のデータ取得モジュール５４は、検査領域１６のPETスキャンを実行するようにスキャナ１２を制御する。PETスキャンの間、データ取得モジュール５４は、ガンマ線イベント（gamma event）について検出器１４の各々をモニタする。各ガンマ線イベントは、シンチレータ２０のうちの１つにおける、ガンマ光子によるエネルギーのデポジットに対応する。ガンマ線イベントが検出されると、データ取得モジュール５４は、そのイベントにタイムスタンプをつける。さらに、データ取得モジュール５４は、（ピクセルに対応する）検出器１４上でイベントが起こった位置の推定と、イベントのエネルギーの推定との双方を記録する。センサ２４がPMTに対応する場合、エネルギーは、PMTから受け取ったエネルギーパルスの下の統合されたエリアに対応する。センサ２４がSiPMに対応する場合、エネルギーは、光パルスの光子計数（photon count）（すなわち、トリガした検出ピクセルについてのフォトダイオードアレイのセルの計数）に対応する。

データ取得後、バックエンドシステム４２のイベント検証モジュール５６を使用して、個別のエネルギーウィンドウ４４を用いて排出データのガンマ線イベントをフィルタする。すなわち、ガンマ線イベントを検出したピクセルのエネルギーウィンドウ３０の外に入る、排出データの各々検出されたガンマ線イベントは、排出データの外にフィルタアウトされる。言い換えると、排出データがフィルタされて、排出データの全てのガンマ線イベントが以下の条件に合致する：
LLD_ij < E_ij < ULD_ij
ここで、i及びjは、ガンマ線イベントを検出した検出器の列と行により、ピクセルのうちの１つを識別し、LLD_ijは、ピクセルi、jのLLDを示し、ULD_ijは、ピクセルi、jのULDを示し、E_ijは、ピクセルi、jによって検出されるガンマ線のエネルギーを示す。したがって、ピクセルi、jがガンマ光子（特にガンマ光子によるエネルギーのデポジット）を検出するとき、個別のピクセルi、jのエネルギーウィンドウが適用される。このようにして、各イベントについて適用されるエネルギーウィンドウは、イベントを検出するピクセルによって決定される。個別化されたエネルギーウィンドウの適用は、ファームウェア及び／又はパラレル処理ソフトウェアで実装され得る。

認識されるように、上記は、各検出されたガンマ光子のエネルギーの概ね全てが、単一のピクセルによって検出され、これにより単一の代表的イベントをトリガすることを想定している。しかしながら、ガンマ線は、そのエネルギーを複数のピクセルにわたってデポジットすることができ、これにより複数のガンマ線イベントをトリガすることができる。ガンマ光子の真のエネルギーは、エネルギーデポジットの全ての合計である。したがって、イベント検証モジュール５６が、フィルタの前に複数のガンマ線イベントをクラスタにし、これにより、１つの共通のガンマ光子に応じて複数のガンマ線イベントが１つの共通のガンマ線イベントに組み合わせられることも考慮される。

フィルタリング後、イベント検証モジュール５６を使用して、互いに対して指定の時間差以内のガンマ線イベントをペアリングすることにより、フィルタされた排出データから同時イベント（coincident event）を決定する。指定の時間差は、同じ消滅イベントからのガンマ線によって両ガンマ線イベントがトリガされたことを保証するのに十分に小さい。各同時イベントは、画像再構築に使用することができる同時計測線（LOR：line of response）を定義する。検出された同時イベントのLORは典型的に、対応するガンマのタイムスタンプとともに、１つ以上のストレージメモリ５８内のリストに格納される。

バックエンドシステム４２の再構築モジュール６０は、イベント検証モジュール５６からのLORを、ROIのPET画像に再構築する。LORをPET画像へ再構築するための任意の数の周知のアルゴリズムが考慮される。例えば再構築モジュール６０は、LORをアミロイドPET画像へ再構築するように構成され得る。PET画像は適切に、１つ以上のストレージメモリ５８に格納され、かつ／又はディスプレイデバイス５０を使用してユーザに表示される。

簡潔性のために、偶発補正、減弱補正、カスケードガンマ補正及び散乱補正等については説明しなかった。しかしながら、そのような補正をPETイメージングシステム１０で用いることができることが認識されよう。例えばPETイメージングシステム１０は、統計的アプローチを用いて、単一散乱シミュレーション（SSS：single-scatter simulation）及び／又はモンテカルロシミュレーションを使用して散乱補正をすることができる。

上記では、検出器１４のピクセルについて個別化されたエネルギーウィンドウ４４の適用を介した検査領域１６内のROIの画像表現の生成について取り扱った。これらの個別化されたエネルギーウィンドウ４４は、検出器１４の較正中の画像表現の生成前に、適切に決定される。その際に、検出器１４を較正し、ピクセルについて個別のエネルギーウィンドウ４４を決定するために、ガンマ光子を放射する、均一点源（uniform point source）のような較正ファントム（calibration phantom）を、検査領域１６のアイソセンタに配置する。次いで、バックエンドシステム４２のデータ取得モジュール５４を使用して、検出器１４の各ピクセルについてのエネルギースペクトルを示すデータを取得する。エネルギースペクトルは、ガンマ線イベント計数とイベントのエネルギーとの間の関係を示す。ガンマ線イベントは、ガンマ光子による検出器１４内のエネルギーのデポジットに対応する。

データ取得モジュール５４は、ガンマ線イベントについて検出器１４の各々をモニタする。イベントが検出されると、データ取得モジュール５４は、イベントにタイムスタンプをつける。さらに、データ取得モジュール５４は、イベントが起こった位置（例えばピクセル）の推定とイベントのエネルギーの推定との双方を記録する。PMTが使用される場合、エネルギーは、イベントから得られるエネルギーパルスの下でエリアを統合することにより決定される。SiPMのような半導体検出器が使用される場合、エネルギーは、光子（light photon）計数に比例する。

検出器１４のピクセルのエネルギースペクトルを示すデータが決定された後、バックエンドシステム４２のエネルギー較正モジュール６２は、スケーリング係数を決定して、個別のピクセルの重心又は検出器１４の重心を、PET消滅イベントで生じたガンマ線の既知のエネルギー（例えば511keV）に対して位置合わせする。さらに、エネルギー較正モジュール６２は、検出器１４の各ピクセルについて、個別のエネルギーウィンドウを決定する。

検出器１４の各ピクセルについて、個別のエネルギーウィンドウを決定するために、各エネルギースペクトルを、計数とエネルギーとの間の関係をモデル化する修正ガウス関数にフィットさせ、この場合、エネルギーは従変数である。修正ガウス関数は、次のように書くことができる：

ここで、xはエネルギーであり、f(x)は計数（カウント）であり、a、b及びcは定数であり、μは期待値であり、σは分散である。定数a、b及びc、期待値μ並びに分散σは、元のノイズの多いエネルギースペクトルを表す際に非常に正確な可能性がある、最小二乗センス（least square sense）における導関数ベースの最適化（derivative based optimization）を使用して適切に決定される。しかしながら、他のアプローチを用いることもであきる。エネルギースペクトルを修正ガウス関数にフィットさせた後、傾向線を、典型的には最小二乗センスのガウスの両側にフィットさせる。これらの２つの傾向線は、エネルギースペクトルの傾向を表す。（エネルギーに対応する）x軸とのこれらの２つの傾向線の交点は、ピクセルについての低レベルの弁別器（LLD）及びより上位レベルの弁別器（ULD）として使用される。個別のエネルギーウィンドウ４４（すなわち、LLDとULD）は、バックエンドシステム４２のストレージメモリ５８に適切に格納される。

図５は、LYSOシンチレータを用いるSiPMの典型的なエネルギースペクトル、エネルギースペクトルについての修正ガウスフィット及び修正ガウスフィットに対する傾向線を図示している。図に示されるように、傾向線は、x軸の約６００及び７８０に関係する。これらの２つのエネルギーレベルは、エネルギースペクトルが属するピクセルについて、エネルギーウィンドウのLLD及びULDをそれぞれ定義する。

図６は、異なる２つのエネルギースペクトルについてのエネルギーウィンドウの決定及び結果として得られるLLDとULDを図示している。第１のエネルギースペクトルは、中央ピクセルに対応し、第２のエネルギースペクトルはエッジのピクセルに対応する。図に示されるように、エッジピクセルは、より多くのバックグラウンドノイズと、より広い半値全幅（FWHM：full width half max）の低いピークを有する。したがって、２つのエネルギースペクトルのLLD及びULDは異なる。中央ピクセルのLLDは、ピークのエネルギーの87%であり、中央ピクセルのULDは、ピークのエネルギーの112%である。対照的に、エッジピクセルのLLDは、ピークのエネルギーの83%であり、エッジピクセルのULDは、ピークのエネルギーの117%である。２つの個別化されたエネルギーウィンドウでは、双方のピクセルが、エネルギーに応じて、最も良い可能な数の真同時計数（true count）を得る。これは、システム全体の散乱除去の能力を改善する。

上記では、シングル計数（singles）のエネルギースペクトル（すなわち、任意の単一のガンマ線イベント）を取り扱ったが、複数の同時エネルギースペクトルを用いてエネルギーウィンドウ４４を生成することもできることも考慮される。そのために、エネルギー較正モジュール６２は、エネルギーウィンドウを決定する前に、エネルギースペクトルをフィルタして、同時イベントに対応しないガンマ線イベントを除外する。同時イベントは、互いに対して指定の時間差以内のガンマ線のペアの検出に対応し、指定の時間差は、これらのガンマ線が同じ消滅イベントからのものであることを保証することができる程度に十分小さい。したがって、フィルタリングは、他のシングル計数の指定の時間差以内にないシングル計数を除去することを含む。

さらに、上記では、単一のエネルギーレベル（例えば511keV）のエネルギーウィンドウを決定することを取り扱ったが、認識されるように、エネルギーウィンドウ４４は、イメージング中に使用されるエネルギーレベルに対して適切に調整される。したがって、イメージング中に使用される各エネルギーレベルについて、エネルギーウィンドウを決定することが好ましい。一例では、これは、各エネルギーレベルについて上記のアプローチを実行することによって達成される。しかしながら、これは時間がかかる可能性がある。別の例では、上記のアプローチに従って、１つのエネルギーレベルについてエネルギーウィンドウを決定する。その後、エネルギーレベル間の既知の関係を使用して、他のエネルギーレベルのエネルギーウィンドウを推定する。この既知の関係を、例えば実験的に決定することができる。

複数のモジュール４６の各々を、プロセッサ実行可能命令、回路（すなわち、プロセッサ独立）又はこれら２つの組合せによって具現化することができる。プロセッサ実行可能命令は、バックエンドシステム４２の少なくとも１つのプログラムメモリ６４上に格納され、バックエンドシステム４２の少なくとも１つのプロセッサ６６によって実行される。図示されるように、複数のモジュール４６は、プロセッサ実行可能命令によって具現化される。しかしながら、認識されるように、変形形態も考慮される。例えばデータ取得モジュール５４又は別の他のモジュールを、回路、フィールドプログラマブルゲートアレイ（FPGA）、特定用途向け集積回路（ASIC）又は上記の組合せによって具現化することができる。

図７を参照すると、グラフは、公知のPETイメージングシステムの典型的なエネルギースペクトルと、上述のような個別化されたエネルギーウィンドウを使用する、PETイメージングシステム１０等のPETイメージングシステムの典型的なエネルギースペクトルとを図示している。エネルギースペクトルは、それぞれのエネルギーウィンドウ内に入らないイベントをフィルタアウトし、同一イベントに属さないシングル計数をフィルタアウトすることにより、決定される。公知のPETイメージングシステムでは、共通のエネルギーウィンドウが全てのイベントに対して使用される。図に示されるように、個別化されたエネルギーウィンドウを使用するエネルギースペクトルは、円の内側にマークされるように、前面でのハードカット（hard cut）の代わりに斜めの線を有する。

図８を参照すると、ROIのPET画像を生成するための方法１００が提供される。方法１００は、バックエンドシステム４２のプログラムメモリ６４上に格納され、バックエンドシステム４２の少なくとも１つのプロセッサ６６によって実行される、プロセッサ実行可能命令によって適切に具現化される。しかしながら、プログラム可能プロセッサを使用せずに、構成アクション（又は図示されるブロック）を全体及び／又は部分的に実装することができることも考えられる。さらに、構成アクション（又は図示されるブロック）は、独立の「ユニット」又は「モジュール」とすることができ、各ユニット又はモジュールは、対応する動作を実行するハードウェア及び／又はソフトウェアに対応する。

方法１００は、ガンマ線イベントについてモニタされるPETスキャナ１２の検出器１４から、生のPETデータ１０２を受け取ることを含む。検出されたガンマ線イベントごとに、クロックデータ１０６を使用して、ガンマ線イベントにタイムスタンプをつける１０４。ガンマ線イベントのエネルギーが更に推定される１０８。検出器１４がPMTを用いる場合、エネルギーは、検出器１４から受け取られるエネルギー曲線の下のエリアを統合することによって推定される。検出器１４がSiPMを用いる場合、エネルギーは、ガンマ線イベントに応答して刺激（fire）されるセル（すなわち、フォトダイオード）を計数することにより推定される。ガンマ線イベントのピクセルが更に決定される１１０。検出器１４がPMTを用いる場合、アンガーロジック（Anger logic）を使用してピクセルを決定する。検出器１４がSiPMを用いる場合、ピクセルは単に、ガンマ線イベントのトリガを生じるSiPMのピクセルに対応する。ガンマ線イベントのピクセルを決定した後、典型的には検出器１４の較正中に決定される複数の所定のエネルギーウィンドウ１１４から、ピクセルのエネルギーウィンドウが選択される１１２。選択されたエネルギーウィンドウが、ガンマ線イベントのエネルギーに適用され１１６、ガンマ線イベントのエネルギーがエネルギーウィンドウの外に入る場合、そのガンマ線イベントは破棄される。そうでなければ、ガンマ線イベントはエネルギーウィンドウを通過する。

フィルタされたガンマ線イベント（すなわち、これらのガンマ線イベントは、そのエネルギーウィンドウを通過する）を使用して、同時イベントが決定される１１８。同時イベントは、互いに指定の時間差以内のガンマ線のペアの検出に相当し、ここで指定の時間差は、両ガンマ線が、同じ消滅イベントからのものであることを保証できる程度に十分小さい。さらに、LORが、決定された同時イベントを使用して定義される１２０。次いで、定義されたLORを使用してROIの画像表現を再構築する１２２。

図９を参照すると、散乱除去のために個別化されたエネルギーウィンドウを決定するための方法１５０が提供される。方法１５０は、バックエンドシステム４２のプログラムメモリ６４上に格納され、バックエンドシステム４２の少なくとも１つのプロセッサ６６によって実行される、プロセッサ実行可能命令によって適切に具現化される。しかしながら、プログラム可能プロセッサを使用せずに、構成アクション（又は図示されるブロック）を全体及び／又は部分的に実装することができることも考慮される。さらに、構成アクション（又は図示されるブロック）は、独立の「ユニット」又は「モジュール」とすることができ、各ユニット又はモジュールは、対応する動作を実行するハードウェア及び／又はソフトウェアに対応する。

方法１５０は、検出器１４の各ピクセルについてエネルギースペクトルを受け取ること１５２を含む。エネルギースペクトルは、較正ファントムによって放射されるガンマ線から適切に生成される。各ピクセルのエネルギースペクトルは、例えば上述の修正ガウス関数を使用してガウス曲線にフィットされる１５４。さらに、傾向線を、エネルギースペクトルのガウス曲線の両側にフィットさせる１５６。傾向線をフィットさせると、フィットした傾向線からLLD及びULDが決定される１５８。同じガウス曲線からのLLDとULDのペアは、エネルギースペクトルを検出したピクセルのエネルギーウィンドウを定義する。

上記では、ピクセルについて個別化されたエネルギーウィンドウを取り扱ったが、クリスタル、ビン（例えば連続するクリスタル）、ピクセルのグルーピング（例えば4x4のグルーピング）及び計数を局所化することができる任意の他のユニットについて、個別化されたエネルギーウィンドウを決定することができる。さらに、個別化されたエネルギーウィンドウは、PETイメージングを取り扱ったが、当業者には認識されるように、個別化されたエネルギーウィンドウを、単一光子放射型コンピュータ断層撮影法（SPECT）のイメージングに適用することができる。

本明細書で使用されるとき、メモリは：非一時的コンピュータ読取可能媒体；磁気ディスク又は他の磁気記憶媒体；光ディスク又は他の光記憶媒体；ランダムアクセスメモリ（RAM）、読取専用メモリ（ROM）又は他の電子メモリデバイス又はチップ又は動作可能に相互接続されるチップのセット；インターネット／イントラネット又はローカルエリアネットワークを介して格納済み命令を取得することが可能なインターネット／イントラネットサーバ；等のうちの１つ以上を含む。さらに、本明細書で使用されるとき、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、グラフィクス処理ユニット（GPU）等のうちの１つ以上を含み；ユーザ入力デバイスは、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つ以上を含み；ディスプレイデバイスは、液晶（LCD）ディスプレイ、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。

本発明は好適な実施形態に関連して説明されている。上述の詳細な説明を読み、理解すると、修正及び代替が他者には思い浮かぶであろう。本発明は、そのような修正及び代替が添付の特許請求の範囲又は均等範囲内にある限りにおいて、そのような修正及び代替を全て包含するものとして解釈されることが意図される。

Claims

医療用核イメージングシステムであって：
放射イベントを検出し、該検出された放射イベントのエネルギーを推定するよう構成される、複数のピクセルと；
複数のエネルギーウィンドウを格納するよう構成されるメモリであって、該複数のエネルギーウィンドウが前記複数のピクセルに対応する、メモリと；
前記の検出を行うピクセルに対応するエネルギーウィンドウを用いて、前記放射イベントをウィンドウ化するよう構成されるイベント検証モジュールと；
前記ウィンドウ化された放射イベントを画像表現へ再構築するよう構成される、再構築プロセッサと
を備える、医療用核イメージングシステム。
各ピクセルについてエネルギースペクトルを示すデータを取得するように構成されるデータ取得モジュールを更に備え、
前記エネルギースペクトルは、前記放射イベントの計数とエネルギーとの間の関係を示し、前記放射イベントは、ガンマ光子によりエネルギーがデポジットされることに対応する、
請求項１に記載の医療用核イメージングシステム。
当該医療用核イメージングシステムは、単一光子放射型コンピュータ断層撮影法（SPECT）イメージングシステム及びポジトロン放射断層撮影法（PET）イメージングシステムのうちの１つである、
請求項１又は２に記載の医療用核イメージングシステム。
シリコン光電子増倍管（SiPM）を含む複数の検出器を更に含み、前記SiPMが前記複数のピクセルを含む、
請求項１乃至３のいずれか一項に記載の医療用核イメージングシステム。
前記放射イベントはガンマ線イベントである、
請求項１乃至４のいずれか一項に記載の医療用核イメージングシステム。
エネルギー較正モジュールを更に備え、前記エネルギー較正モジュールは：
前記複数のピクセルに対応するエネルギースペクトルであって、較正ファントムからのガンマ光子から生成されるエネルギースペクトルを受け取り；
前記エネルギースペクトルをガウス曲線にフィットさせ；
傾向線を前記エネルギースペクトルの前記ガウス曲線の両側にフィットさせ；
前記フィットさせた傾向線から、低レベル弁別器（LLD）と上位レベル弁別器（ULD）を決定し、前記LLD及び前記ULDが前記エネルギーウィンドウを定義する；
ように構成される、
請求項１乃至５のいずれか一項に記載の医療用核イメージングシステム。
前記エネルギー較正モジュールは：
前記放射イベントの計数がゼロの場合における前記ガウス曲線の低エネルギー側にある傾向線のエネルギーを識別することにより、前記LLDを決定し；
前記放射イベントの計数がゼロの場合における前記ガウス曲線の高エネルギー側にある傾向線のエネルギーを識別することにより、前記ULDを決定する；
ように更に構成される、請求項６に記載の医療用核イメージングシステム。
前記ピクセルは、同時イベントのガンマ線イベントのみから前記エネルギースペクトルを生成する、
請求項６又は７に記載の医療用核イメージングシステム。
前記エネルギー較正モジュールは：
前記複数のピクセルを較正することができる複数のエネルギーレベルについて、前記ピクセルのための個別のエネルギーウィンドウを決定する
ように更に構成される、請求項６乃至８のいずれか一項に記載の医療用核イメージングシステム。
医療用核イメージング方法であって：
複数のピクセルによって放射イベントを検出するステップと；
前記検出された放射イベントのエネルギーを推定するステップと；
複数のエネルギーウィンドウを受け取るステップであって、前記複数のピクセルが前記複数のエネルギーウィンドウに対応する、ステップと；
前記の検出を行うピクセルに対応するエネルギーウィンドウを用いて、前記放射イベントをウィンドウ化するステップと；
前記ウィンドウ化された放射イベントを画像表現へ再構築するステップと；
を備える、医療用核イメージング方法。
前記複数のピクセルを含むシリコン光電子増倍管（SiPM）によって前記放射イベントを検出するステップ
を更に含む、請求項１０に記載の医療用核イメージング方法。
前記複数のピクセルに対応するエネルギースペクトルを受け取るステップであって、較正ファントムからのガンマ光子から生成されるエネルギースペクトルを受け取るステップと；
前記エネルギースペクトルをガウス曲線にフィットさせるステップと；
傾向線を前記エネルギースペクトルの前記ガウス曲線の両側にフィットさせるステップと；
前記フィットさせた傾向線から、低レベル弁別器（LLD）と上位レベル弁別器（ULD）を決定するステップであって、前記LLD及び前記ULDが前記エネルギーウィンドウを定義する、ステップと；
を更に含む、請求項１０又は１１に記載の医療用核イメージング方法。
前記放射イベントの計数がゼロの場合における前記ガウス曲線の低エネルギー側にある傾向線のエネルギーを識別することにより、前記LLDを決定するステップと；
前記放射イベントの計数がゼロの場合における前記ガウス曲線の高エネルギー側にある傾向線のエネルギーを識別することにより、前記ULDを決定するステップと；
を更に含む、請求項１２に記載の医療用核イメージング方法。
同時イベントのガンマ線イベントのみから前記エネルギースペクトルを生成するステップと；
前記複数のピクセルを較正することができる複数のエネルギーレベルについて、前記ピクセルのための個別のエネルギーウィンドウを決定するステップと；
を更に含む、請求項１２又は１３に記載の医療用核イメージング方法。
請求項１０乃至１４のいずれか一項に記載の方法を実行するように１つ以上のプロセッサを制御するソフトウェアを担持する、非一時的コンピュータ読取可能媒体。