JP6932250B2 - 陽電子放出断層撮影における狭いエネルギー窓カウントから再構成された放出画像推定を使用した散乱補正 - Google Patents

Description

以下は、一般に、医用イメージング技術、医用画像解釈技術、画像再構成技術、及び関連技術に関する。

コンプトン散乱は、高品質の画像再構成中に考慮する必要がある陽電子放出断層撮影（PET）の主要な画質と定量劣化要因である。 PET画像再構成における正確な散乱補正には、「鶏と卵」の問題がある。散乱補正係数は、減衰マップと放射マップ推定からシミュレートする必要がある。問題は、散乱補正が適用される前に、放出マップ推定が散乱で汚染されることである。そのような汚染された放出推定値が散乱補正に使用される場合、最終的に散乱補正係数は偏る。

この問題に対処するための1つのアプローチでは、放射推定値の反復近似を使用して散乱を最小限に抑える。反復アプローチは、放出推定値（一般に散乱あり）で始まり、それを散乱シミュレーションに使用し、それから散乱推定値を使用して放出推定値の散乱を低減し、プロセスを特定の反復回数だけ反復して残りの散乱の許容レベルで放出推定値を収集する。反復アプローチはワークフローを複雑にし、時間がかかる。これを補うための別のアプローチでは、放射推定値の生成は、粗いサイノグラム空間で行われ、時間を節約するために事象のタイムオブフライト（TOF）局在化はないが、精度を犠牲にする。

以下は、これらの問題を克服するための新しい改良されたシステムと方法を開示している。

開示される一態様では、非一時的記憶媒体が、画像再構成方法を実行するための少なくとも１つの電子プロセッサを含む撮像ワークステーションによって読み取り可能及び実行可能な命令を記憶する。この方法は、画像収集装置から放出イメージングデータを受信するステップであって、前記放出イメージングデータは、収集エネルギー通過帯域を使用してフィルタリングされている、ステップと、収集エネルギー通過帯域より狭い第2のエネルギー通過帯域で前記放出イメージングデータをフィルタリングすることにより、フィルタリングされるイメージングデータを生成するステップと、前記フィルタリングされるイメージングデータを再構成して中間画像を生成するステップと、前記中間画像から一つ又はそれより多くの散乱補正係数を推定するステップと、前記推定された散乱補正係数で補正される前記放出イメージングデータを再構成して、再構成画像を生成するステップとを有する。

別の開示された態様では、撮像システムは画像収集装置を含む。少なくとも１つの電子プロセッサは、画像収集装置から放出イメージングデータを受信するようにプログラムされ、前記放出イメージングデータは収集エネルギー通過帯域を使用してフィルタリングされており、収集エネルギー通過帯域より狭い第2のエネルギー通過帯域で前記放出イメージングデータをフィルタリングすることにより、フィルタリングされるイメージングデータを生成するようにプログラムされ、前記フィルタリングされるイメージングデータを再構成して中間画像を生成するようにプログラムされ、前記中間画像から一つ又はそれより多くの散乱補正係数を推定するようにプログラムされ、前記推定された散乱補正係数で補正される前記放出イメージングデータを再構成して、再構成画像を生成するようにプログラムされる。第２のエネルギー通過帯域の中心エネルギーは、収集エネルギー通過帯域の中心エネルギーより高いが、それでも511keVフォトピークをカバーしている。

別の開示された態様では、イメージングシステムは、陽電子放出断層撮影（ＰＥＴ）画像収集装置を含む。少なくとも１つの電子プロセッサは、画像収集装置から陽電子放出断層撮影イメージングデータを受信するようにプログラムされ、前記陽電子放出断層撮影イメージングデータは収集エネルギー通過帯域を使用してフィルタリングされており、収集エネルギー通過帯域より狭い第2のエネルギー通過帯域で前記陽電子放出断層撮影イメージングデータをフィルタリングすることにより、フィルタリングされるイメージングデータを生成するようにプログラムされ、前記フィルタリングされるイメージングデータを再構成して中間画像を生成するようにプログラムされ、前記中間画像から一つ又はそれより多くの散乱補正係数を推定するようにプログラムされ、前記推定された散乱補正係数で補正される前記放出イメージングデータを再構成して、再構成画像を生成するようにプログラムされる。第2エネルギー通過帯域の中心エネルギーは、標準の第1エネルギー通過帯域の中心エネルギーより大きいが、通常511 keV値を含み、一部の例では、490乃至515 keVの範囲の下限カットオフエネルギーと590乃至630 keVの範囲の上限カットオフエネルギーを含む。

1つの利点は、再構成される画像の散乱率が低いことである。

別の利点は、散乱コンテンツによる影響が少ない散乱補正係数を推定するための再構成画像を提供することにある。

別の利点は、より効率的な再構成処理を使用して散乱コンテンツが低減された再構成画像を提供することにある。いくつかの実施形態では、それらのSCFを使用した単一の（オプションの反復）PET画像再構成に後続される単一の散乱補正係数（SCF）シミュレーションを含む単一パスを使用する。

もう1つの利点は、散乱シミュレーションに使用される放出推定画像の再構成を高速化するために、少ない量のイメージングデータを使用してSCFをシミュレートすることである。

所与の実施形態は、前述の利点のどれも、１つ、２つ、又はそれ以上、又はすべてを提供し得、及び／又は本開示を読んで理解すると当業者に明らかになる他の利点を提供し得る。

本開示は、さまざまな構成要素及び構成要素の配置、ならびにさまざまなステップ及びステップの配置の形をとることができる。図面は、好ましい実施形態を説明するためだけのものであり、本発明を限定するものとして解釈されるべきではない。

一態様による画像再構成システムを概略的に示している。 図１のシステムの例示的なフローチャート動作を示す。 図１のシステムによって再構成される画像を例示的に示している。

再構成される放射画像が与えられると、さまざまな応答線（LOR）の散乱確率の推定は、単一散乱シミュレーション（SSS）処理などの既知の手法を使用して簡単に行える。しかしながら、「鶏と卵」の問題がある。再構成される放射画像には散乱が含まれ、LORの散乱確率は、散乱を含む再構成画像から推定される。これは体系的なエラーにつながる可能性がある。

この問題の通常の解決策は、繰り返し操作し、初期再構成を実行し、再構成される画像を使用して散乱補正係数（SCF）を推定し、それらのSCFを適用して散乱の元のサイノグラムを修正し、連続した反復により、SCF推定が改善される期待を伴って1回以上繰り返すことである。このアプローチには困難がある。繰り返し画像再構成を実行するのは計算コストがかかる。最適化は経験に基づいており、原則に基づいたものではない。

本明細書で開示する実施形態では、狭いエネルギー窓フィルタリングを使用して、再構成され、ＳＣＦ推定に使用される少ない散乱コンテンツを用いてデータ生成する。収集されたリストモードデータは既にエネルギー窓フィルタリングされているが、通常はPET検出器のエネルギー分解能に基づいて選択されたより広いエネルギー窓を使用していることを理解すべきである。この広い初期エネルギー窓は、通常、511 keVエネルギーの約±10乃至20％である。例えば一部の市販のPETイメージング装置では450乃至615 keVのオーダーである。

対照的に、狭いエネルギー窓は、散乱事象の大部分を除外する狭い窓である。散乱事象は通常、非弾性である。つまり、散乱ガンマ線は通常エネルギーを失い、したがって、本明細書で認識されるように、散乱事象は一般に、電子・陽電子消滅プロセスの物理学によって規定される511 keV未満のエネルギーにある。したがって、１つの例示的な実施形態では、狭いエネルギー窓は５１０乃至６１５ｋｅＶであり、より一般的には５１１ｋｅＶ線に対して非対称であり、約５１１ｋｅＶで対称であった窓に対してより高いエネルギーにシフトする。

狭いエネルギー窓フィルタリングを使用する利点は多数ある。第1に、散乱事象を優先的に削除することで、散乱全体の割合（つまり、検出された散乱全体に対する散乱事象の比率）が低くなる。したがって、SCFの推定に使用される再構成画像は、散乱の影響をはるかに受けない。再構成される画像は、データ統計値の削減により分散が大きくなる可能性があり、及び/又はより粗い解像度を使用して分散を削減して再構成を高速化できるが、散乱推定は微細な高周波画像の詳細によってわずかに影響を受けるだけであり、これらの要因は狭いエネルギー窓のフィルタリング処理されたデータの散乱コンテンツの減少によって相殺される。さらなる利点は、処理するデータが少ないというだけの理由で、データ量の削減によりリストモードの再構成が高速化されることである。

別の側面は、狭エネルギー窓フィルターデータのタイムオブフライト（TOF）画像再構成を使用することである。 ＴＯＦ再構成は、除去されたデータによってもたらされる画質の低下を少なくとも部分的に相殺し、ＴＯＦによって提供される追加の空間情報依存性による散乱事象の影響をさらに低減する。

別の変形実施形態では、狭いエネルギー窓の選択は、患者の大きさ（より重い患者はより多くの散乱を有し、したがってより狭いエネルギー窓を使用することを調整する）及び方向（エネルギー窓は、他の方向と比較していくつかの方向で典型的な患者のより広い胴回りを考慮するために方向に依存させることができる）のようなファクタに依存し得る。利用可能なデータ統計の量も重要である。いくつかの例では、十分なデータが利用可能なとき、高アクティビティ/長い収集期間の場合、第2のエネルギー窓をさらに狭くして、予備放出推定の再構成速度をさらに低下させ、散乱率をさらに低下させることができる。

別の側面は、シングルパスの一部の実施形態での使用である。つまり、狭いエネルギー窓のフィルタリングされたデータを再構成し、SCF推定を実行し、その後、初期SCF推定を改良するための2回又はそれ以上の反復なしで、SCFを適用して画像を再構成する。

図１を参照すると、例示的な陽電子放出断層撮影（ＰＥＴ）撮像システム１０が示されている。図１に示すように、システム１０はＰＥＴ収集装置又はスキャナ１２を含む。ＰＥＴ収集装置１２は、検査領域１６に配置された患者からＰＥＴ画像データを収集するように配置されたＰＥＴ検出器１４の一つ又はそれより多くのリングを含む。スキャナ１２は、一般に、従来のＰＥＴスキャナであってもよく、又はタイムオブフライト（ＴＯＦ）位置特定能力を有してもよい。 ＰＥＴ撮像装置は、５１１ｋｅＶのガンマ線を検出するように設計された収集エネルギー通過帯域１８を備えたデジタル又はアナログ通過帯域フィルタリングを使用している。収集エネルギー通過帯域１８は通常、ＰＥＴ検出器１４のエネルギー分解能に基づいて選択される。例えば窓は 511 keVのエネルギーの約±10乃至20％下/上に延在する。非限定的な例示的な例として、いくつかの実施形態では、収集エネルギー通過帯域18は450乃至615 keVである。収集エネルギー通過帯域１８は、５１１ｋｅＶのガンマ線のかなりの部分を通過させるのに十分に広いことが理解されるであろう。いくつかの例では、収集エネルギー通過帯域18は、システムエネルギー分解能（たとえば、半値全幅（FWHM））に基づいて選択される。たとえば、収集エネルギー通過帯域18のための+ -FWHMのエネルギー窓が約511 keVの場合、511 keVの光子の98％以上が収集される。場合によっては、511 + FWHMより大きい上限カットオフを使用して、より多くの（たとえば、理論上1％未満の）事象が含まれる。

ＰＥＴスキャナ１２はさらに、同時時間窓２０を使用する同時検出を使用して、同時５１１ｋｅＶガンマ線を検出する。これは、PETイメージングのために患者に投与された放射性医薬品によって放出された陽電子が電子と消滅し、各陽電子-電子消滅事象が2つの反対方向の511 keVガンマ線を放出するという予想を反映している。したがって、ＰＥＴ検出事象は、互いに一致する時間窓２０内にある限り同時である一対の５１１ｋｅＶガンマ線検出事象に対応する。 2つの同時検出事象は、2つの検出事象を接続する応答線（LOR）を規定する。任意選択で、各ＰＥＴ検出事象は、２つの検出事象間の時間差（もしあれば、同時時間窓２０内）に基づいてＬＯＲに沿ったタイムオブフライト（ＴＯＦ）局在化をさらに有する。このように規定された同時511 keVガンマ線検出対事象（オプションのTOF局在化）は、PETイメージングデータセット22を規定する。収集エネルギー窓18を使用したエネルギーフィルタリングと、同時時間窓20を使用した同時検出は、使用されている場合、TOF局在化と同様に、例えば技術的に知られているように、PET検出器14のタイル及び/又はモジュールレベルのアナログ、デジタル、又はハイブリッド電子機器によって、及び/又はアナログ・デジタル回路、マイクロプロセッサ又は他の計算ハードウェアなどの形のガントリー外電子機器によって、さまざまな方法で実装できる。

また、開示される散乱補正アプローチは、単一光子放射型コンピュータ断層撮影（SPECT）イメージングなどの他のタイプの放射イメージングと併せて使用できることに留意されたい。

システム１０はまた、少なくとも１つの電子プロセッサ３０、少なくとも１つのユーザ入力装置（例えば、マウス、キーボード、トラックボールなど）、及びディスプレイ装置３４の典型的な構成要素を備えるコンピュータ又はワークステーション又は他の電子データ処理装置２８を含む。いくつかの実施形態では、ディスプレイ装置３４は、コンピュータ２８とは別個のコンポーネントとすることができる。ワークステーション２８は、（RAM又はROM、磁気ディスクなどの非一時的な記憶媒体に記憶される）一つ又はそれより多くのデータベース36を含むことができ、及び／又は一つ又はそれより多くのデータベース３８（例えば、電子医療記録（ＥＭＲ）データベース、画像保管及び通信システム（ＰＡＣＳ）データベースなど）と電子通信することができる。本明細書で説明されるように、データベース３８はＰＡＣＳデータベースである。

少なくとも１つの電子プロセッサ３０は、少なくとも１つの電子プロセッサ３０によって読み取り可能及び実行可能な命令を記憶する非一時的記憶媒体（図示せず）と動作可能に接続され、本明細書に開示されるように、ＰＥＴイメージングデータ２２の収集中に散乱率を低減し、画像再構成方法又はプロセス100を実行することにより、（公称）５１１ｋｅＶガンマ線を識別するために使用される収集エネルギー通過帯域１８より狭い第２のエネルギー通過帯域９０を使用するバンドパスフィルタリングにより選択されるデータに対して動作する散乱シミュレーション８８の実行を含む、開示される動作を実行する。第２のエネルギー通過帯域９０は、（画像データをより迅速に処理するために生成することができる）ＰＥＴイメージングデータ２２のデータ統計に基づいて選択することができる。いくつかの例では、画像は、第２のエネルギー通過帯域９０でフィルタリングされるＰＥＴ撮像データ２２を使用して再構成され得る。非一時的記憶媒体は、例えば、ハードディスクドライブ、ＲＡＩＤ、又は他の磁気記憶媒体、ソリッドステートドライブ、フラッシュドライブ、電子的に消去可能な読み取り専用メモリ（EEROM）又はその他の電子メモリ、光ディスク又はその他の光学ストレージ、それらのさまざまな組み合わせを含み得る。いくつかの例では、画像再構成方法100はクラウド処理によって実行され得る。

図２を参照すると、散乱シミュレーション８８及び画像再構成１００の例示的な実施形態がフローチャートとして概略的に示されている。 １０２において、少なくとも１つの電子プロセッサ３０は、ＰＥＴ装置１２から放出イメージングデータ２２を受信するようにプログラムされる。放出イメージングデータ（すなわち、例示的な実施形態、又は他の意図される実施形態のＳＰＥＣＴイメージングデータにおけるＰＥＴリストモードイメージングデータ）は、約５１１ｋｅＶ（又は、SPECTの場合における単一光子放出エネルギー周辺）を中心とする収集エネルギー通過帯域１８を使用してフィルタリングされる。たとえば、収集エネルギーの通過帯域は、511 keVエネルギーの約±10乃至20％になる。いくつかの実施形態では、４５０乃至６１５ｋｅＶ程度になる。

104で、収集エネルギー通過帯域18より狭い第2のエネルギー通過帯域90で放出イメージングデータをフィルタリングすることにより、フィルタリングされる画像データが生成される。511keVを含むこの狭いエネルギー窓は、収集エネルギーパスバンド18より多くの散乱事象を除外する効果を有する。

いくつかの実施形態では、第２のエネルギー通過帯域９０は５１１ｋｅＶエネルギーに対して非対称であり、その中心エネルギーは５１１ｋｅＶより上に位置し、その下限カットオフエネルギーは５１１ｋｅＶに近いがなお包含的である。例えば、非限定的な例示的な例では、第２のエネルギー通過帯域９０は、５１１ｋｅＶより大きい中心エネルギーを有し、４９０乃至５１５ｋｅＶの範囲内の下限カットオフエネルギーと、５９０乃至６３０ｋｅＶの範囲内の上限カットオフエネルギーを有する。そのような実施形態の背後にある理論的根拠は、散乱事象が通常、非弾性事象であるということである。非弾性事象では、エネルギーが得られたり失われたりする。原子などの電子から散乱される511 keVガンマ線の場合、高エネルギー（511 keV）ガンマ線がエネルギーを失う可能性が最も高くなる。したがって、散乱を受ける511 keVガンマ線は、511 keVを超えるエネルギーを持つより、一つ又はそれより多くの散乱事象でのエネルギー損失により511 keV未満のエネルギーを持つ可能性が高くなる。したがって、511 keV又は511 keVよりわずかに低く（例では490 乃至515 keVの範囲内）位置する第2のエネルギー通過帯域90の下限カットオフエネルギーを持つことは、同じ幅であるが511 keVを中心とするエネルギー通過帯域よりも多くの散乱イベントを除外する。別の非限定的な例示的な例では、第２のエネルギー通過帯域は、５１１ｋｅＶを含めて５％以内の下限カットオフエネルギーを有する。いくつかの例では、収集エネルギー通過帯域18及び/又は第2のエネルギー通過帯域90のモデリングは、ガウス分布を使用して実行することができる。

第２のエネルギー通過帯域９０は、患者の大きさ、患者の胴回り、又はＬＯＲの方向などの他の要因に基づいて選択することもできる。一例では、より重い患者はより多くの散乱を有し、したがって、より狭いエネルギー窓を使用して調整する場合がある。別の例において、第２のエネルギー通過帯域の幅は、他の方向と比較していくつかの方向における典型的な患者のより広い胴回りを考慮するために方向に依存するようにされ得る。したがって、LORが患者のより広い胴回りとほぼ平行な事象は、LORが患者のより広い胴回りをほぼ横切る事象をフィルタリングするために使用されるものと異なる第2エネルギー通過帯域でフィルタリングされる。第２のエネルギー通過帯域９０を使用する帯域通過フィルタリングは画像再構成の前に実行されるため、第２のエネルギー通過帯域９０の方向依存性は、患者の先験的に既知の位置、例えば仰向けに横たわっている患者は、水平方向の幅が広くなる。方向依存のある第２のエネルギー通過帯域９０が使用される場合、画像再構成中に適切な感度正規化係数が使用され得る。

１０６で、フィルタリングされる撮像データが再構成されて、中間画像が生成される。いくつかの例では、再構成はTOF画像再構成を使用して画質を向上させることができる。有利には、フィルタリングされるイメージングデータ（すなわち、リストモード事象がより少ない）は、ＰＥＴイメージングデータセット２２全体を再構成するのに比べて、より少ない量の散乱コンテンツを有しながらより迅速に再構成できる。狭いエネルギー窓90を使用すると、より多くの散乱イベントが除外される。同時に、エネルギー分解能が不完全であるため（511keVで約10乃至15％になる可能性がある）、真のLOR事象の一部も除外される。つまり、中間画像が、再構成されるべきデータにおける真のLOR事象の少ない数を含むことを意味する。

１０８で、例えば、単一散乱シミュレーション（ＳＳＳ）、完全なモンテカルロ、又はＰＥＴイメージングデータ２２（１０２で受信）に対する別の散乱推定技術を使用して、一つ又はそれより多くの散乱補正係数（ＳＣＦ）が中間画像から推定される。特定の実装では、モンテカルロシミュレーションを使用して推定を実行し、測定サイノグラムデータと比較してスケーリング係数を決定し、その後、散乱成分をスケーリングして正確な定量化を実現できる。

１１０で、放出イメージングデータ２２は、最尤期待値最大化（ＭＬ ＥＭ）、順序化サブセット期待値最大化（ＯＳＥＭ）、又は別の画像再構成アルゴリズムなどの反復画像再構成を使用し、推定されるSCFで実行される散乱補正を含む画像再構成１００（図１参照）により再構成され、再構成画像を生成する。いくつかの例では、再構成はTOF画像再構成を使用して画質を向上させることができる。画像再構成１１０では（散乱シミュレーション１０４、１０６、１０８の一部として実行される画像再構成１０６とは異なり）、完全なＰＥＴイメージングデータセット２２が再構成される。しかし、前述のように、画像再構成110で使用されるSCFは、第2のエネルギー通過帯域90によってフィルタリングされるイメージングデータのみを使用するステップ106で再構成される画像に対して散乱シミュレーションを実行することにより生成される。

１１２において、画像再構成１１０により出力される再構成画像は、表示装置２４に表示されるか、ＰＡＣＳデータベース２８に保存されるか、又はその両方であり得る。そうするために、少なくとも１つの電子プロセッサ２０は、表示装置２４を制御して再構成画像を表示するか、ＰＡＣＳデータベース２８を制御して再構成画像を記憶するようにプログラムされる。有利なことに、画像再構成方法１００は、再構成画像内の散乱の量を低減しながら再構成画像をより迅速に生成するために、一度だけ実行されてもよい。

再び図１を参照すると、散乱シミュレータ８８と画像再構成１００は別個のコンポーネントとして示されている。散乱シミュレータ８８は、図２のプロセスの操作１０４、１０６、１０８を実行し、画像再構成１００は、図２のプロセスの画像再構成ステップ１１０を実行する。しかしながら、図１の２つのコンポーネント８８、１００は、一般的な処理サブルーチン、機能、モジュールなどを活用することにより、さまざまな組み合わせが可能である。例えば、２つの画像再構成ステップ１０６、１１０は、同じ画像再構成アルゴリズムを使用してもよく、又は異なる再構成アルゴリズムを使用してもよい（又は異なるパラメータで同じ再構成アルゴリズムを使用してもよい）。例えば、フルＰＥＴイメージングデータセット２２の画像再構成１１０は、ＯＳＥＭを使用して、（順序付けられた）サブセットに分割することにより、より大きなデータセット２２を効率的に処理することができる。一方、フィルタリング１０４により出力されるより小さなデータセットで動作する画像再構成１０６は、オプションとして、データをサブセットに分割しないＭＬ・ＥＭ又は別のイメージング再構成技術を使用してもよい。

図３は、典型的な再構成画像２４（すなわち、非ＴＯＦデータで再構成され、収集エネルギー通過帯域１８のみを使用する）と画像再構成方法１００（すなわち、収集エネルギー通過帯域18及び第2のエネルギー通過帯域90を使用する）により生成される再構成画像２６との比較を表示する表示装置３４の例を示す。再構成画像２６は、第２のエネルギー通過帯域９０でフィルタリングされ、ＴＯＦを使用する再構成画像２４と比較して、より高いコールドコントラスト（行1に示される）と背景の清浄度（行2に示される）を有する。第三の行とラベル付けされる行3は、再構成画像24及び26の中心を通して描かれた対応するプロファイルを示す。この例では、再構成画像26は511keVの96乃至104％を第２の（狭い）エネルギー通過帯域として使用して再構成される。

本開示は、好ましい実施形態を参照して説明されてきた。前述の詳細な説明を読んで理解すると、他の人が修正及び変更を行うことができる。本発明は、添付の特許請求の範囲又はその均等物の範囲内にある限り、そのようなすべての修正及び変更を含むと解釈されることが意図されている。

Claims (22)

1. 電子プロセッサによって読み取り可能及び実行可能な命令を記憶する非一時的記憶媒体であって、前記電子プロセッサは、
   画像収集装置から放出イメージングデータを受信するステップであって、前記放出イメージングデータは、収集エネルギー通過帯域を使用してフィルタリングされている、ステップと、
   収集エネルギー通過帯域より狭い第2のエネルギー通過帯域で前記放出イメージングデータをフィルタリングすることにより、フィルタリングされるイメージングデータを生成するステップと、
   前記フィルタリングされるイメージングデータを再構成して中間画像を生成するステップと、
   前記中間画像から一つ又はそれより多くの散乱補正係数を推定するステップと、
   前記推定される散乱補正係数で補正される前記放出イメージングデータを再構成して、再構成画像を生成するステップと
   を有する画像再構成方法を実行する、非一時的記憶媒体。
2. 前記放出イメージングデータは、陽電子放出断層撮影イメージングデータであり、前記第２のエネルギー通過帯域は、５１１ｋｅＶより大きく、５１１ｋｅＶを含む中心エネルギーを有する、請求項１に記載の非一時的記憶媒体。
3. 前記第２のエネルギー通過帯域は、４９０乃至５１５ｋｅＶの範囲の下限カットオフエネルギーと、５９０乃至６３０ｋｅＶの範囲の上限カットオフエネルギーとを有する、請求項２に記載の非一時的記憶媒体。
4. 前記第２のエネルギー通過帯域は、前記収集エネルギー通過帯域の中心エネルギーより高いエネルギーにある中心エネルギーを有する、請求項１乃至３の何れか一項に記載の非一時的記憶媒体。
5. 前記方法は、前記少なくとも１つの再構成画像を生成するために１回実行される、請求項１乃至４の何れか一項に記載の非一時的記憶媒体。
6. 前記方法は、
   患者のサイズに基づいて前記第２のエネルギー通過帯域を選択するステップ
   を更に含む、請求項１乃至５の何れか一項に記載の非一時的記憶媒体。
7. 前記患者のサイズに基づいて前記第２のエネルギー通過帯域を選択するステップは、
   患者の胴回りに基づいて前記第２のエネルギー通過帯域を選択するステップ
   を更に含む、請求項６に記載の非一時的記憶媒体。
8. 前記患者のサイズに基づいて前記第２のエネルギー通過帯域を選択するステップは、
   前記フィルタリングされるイメージングデータの再構成に先行して、前記患者の既知の位置に基づいて前記第2のエネルギー通過帯域の方向を選択するステップ
   を含む、請求項６又は７に記載の非一時的記憶媒体。
9. 前記第２のエネルギー通過帯域は、フィルタリングされている前記放出イメージングデータの方向に依存する幅を有する、請求項１乃至８の何れか一項に記載の非一時的記憶媒体。
10. 前記放出イメージングデータは、陽電子放出断層撮影イメージングデータであり、前記推定される散乱補正係数で補正される前記陽電子放出断層撮影イメージングデータ及び前記中間画像の少なくとも１つの前記再構成はタイムオブフライト画像再構成を使用する、請求項１乃至９の何れか一項に記載の非一時的記憶媒体。
11. 前記方法は、
    前記再構成される画像を表示装置に表示するステップと、
    前記再構成される画像を画像保管通信システムデータベースに保存するステップと
    のうちの少なくとも１つをさらに含む、請求項１乃至１０の何れか一項に記載の非一時的記憶媒体。
12. イメージングシステムであって、
    画像収集装置と、
    少なくとも1つの電子プロセッサであって、
    前記画像収集装置から放出イメージングデータを受信するようにプログラムされ、前記放出イメージングデータは収集エネルギー通過帯域を使用してフィルタリングされており、
    収集エネルギー通過帯域より狭い第2のエネルギー通過帯域で前記放出イメージングデータをフィルタリングすることにより、フィルタリングされるイメージングデータを生成するようにプログラムされ、
    前記フィルタリングされるイメージングデータを再構成して中間画像を生成するようにプログラムされ、
    前記中間画像から一つ又はそれより多くの散乱補正係数を推定するようにプログラムされ、
    前記推定される散乱補正係数で補正される前記放出イメージングデータを再構成して、再構成画像を生成するようにプログラムされる
    少なくとも1つの電子プロセッサと
    有し、
    前記第２のエネルギー通過帯域は、前記収集エネルギー通過帯域の中心エネルギーより高いエネルギーにある中心エネルギーを有する、
    イメージングシステム。
13. 前記放出イメージングデータは、陽電子放出断層撮影イメージングデータであり、前記第２のエネルギー通過帯域は、５１１ｋｅＶより大きい中心エネルギーと、４９０乃至５１５ｋｅＶの範囲の下限カットオフエネルギーと、５９０乃至６３０ｋｅＶの範囲の上限カットオフエネルギーとを有する、請求項１２に記載のイメージングシステム。
14. 前記少なくとも１つの電子プロセッサは、
    患者のサイズに基づいて前記第２のエネルギー通過帯域を選択するようにさらにプログラムされる、請求項１２乃至１３の何れか一項に記載のイメージングシステム。
15. 前記少なくとも１つの電子プロセッサは、
    フィルタリングされている前記放出イメージングデータの方向に依存する幅を持つ前記第2のエネルギー通過帯域を選択する
    ようにさらにプログラムされる、請求項１２乃至１４の何れか一項に記載のイメージングシステム。
16. 前記少なくとも１つの電子プロセッサは、
    患者の胴回りに基づいて前記第２のエネルギー通過帯域を選択する
    ようにさらにプログラムされる、請求項１５に記載のイメージングシステム。
17. 前記少なくとも１つの電子プロセッサは、
    前記フィルタリングされるイメージングデータの再構成に先行して前記患者の既知の位置に基づいて前記第2のエネルギー通過帯域の方向を選択する
    ようにさらにプログラムされる、請求項１４又は１６に記載のイメージングシステム。
18. 前記放出イメージングデータは陽電子放出断層撮影イメージングデータであり、前記少なくとも１つの電子プロセッサは、
    前記推定される散乱補正係数で補正される前記陽電子放出断層撮影イメージングデータ及びタイムオブフライト画像再構成を使用する前記中間画像の少なくとも１つを再構成する
    ようにさらにプログラムされる、請求項１２乃至１７の何れか一項に記載のイメージングシステム。
19. イメージングシステムであって、
    陽電子放出断層撮影画像収集装置と、
    少なくとも1つの電子プロセッサであって、
    画像収集装置から陽電子放出断層撮影イメージングデータを受信するようにプログラムされ、前記陽電子放出断層撮影イメージングデータは収集エネルギー通過帯域を使用してフィルタリングされており、
    収集エネルギー通過帯域より狭い第2のエネルギー通過帯域で前記陽電子放出断層撮影イメージングデータをフィルタリングすることにより、フィルタリングされるイメージングデータを生成するようにプログラムされ、
    前記フィルタリングされるイメージングデータを再構成して中間画像を生成するようにプログラムされ、
    前記中間画像から一つ又はそれより多くの散乱補正係数を推定するようにプログラムされ、
    前記推定される散乱補正係数で補正される前記陽電子放出断層撮影イメージングデータを再構成して、再構成画像を生成するようにプログラムされる
    少なくとも1つの電子プロセッサと
    有し、
    前記第２のエネルギー通過帯域は、５１１ｋｅＶより大きい中心エネルギー、４９０乃至５１５ｋｅＶの範囲の下限カットオフエネルギー、及び５９０乃至６３０ｋｅＶの範囲の上限カットオフエネルギーを有する、
    イメージングシステム。
20. 前記少なくとも１つの電子プロセッサは、
    患者のサイズに基づいて前記第２のエネルギー通過帯域を選択するステップと、
    フィルタリングされている前記陽電子放出断層撮影イメージングデータの方向に依存する幅を有する前記第2のエネルギー通過帯域を選択するステップと
    のうちの少なくとも１つのステップを実行するようにさらにプログラムされる、請求項１９に記載のイメージングシステム。
21. 前記少なくとも１つの電子プロセッサは、
    前記推定される散乱補正係数で補正される前記陽電子放出断層撮影イメージングデータ及びタイムオブフライト画像再構成を使用する前記中間画像の少なくとも１つを再構成する
    ようにさらにプログラムされる、請求項１９乃至２０の何れか一項に記載のイメージングシステム。
22. 前記少なくとも１つの電子プロセッサは、
    前記再構成画像を表示するために表示装置を制御し、
    前記再構成画像を画像保管通信システムデータベースに保存する
    ようにさらにプログラムされる、請求項１９乃至２１の何れか一項に記載の非一時的記憶媒体。

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