JP2014530348A - 元の放射線画像を更新するための放射線画像システム及び方法 - Google Patents

Abstract

元の三次元放射線画像（１０）を保存するためのデータメモリ；核放射線値を得るための、核放射線を測定する可変パスに沿って自由に移動可能な核放射線検出器（５０）；放射線画像の画像座標系に対して追跡した放射線検出器の位置を示す検出器座標が得られるように、核放射線を測定しながら核放射線検出器（５０）を追跡するための追跡システム（６０）；核放射線検出器（５０）からの核放射線値、及び追跡システム（６０）からの検出器座標を受信し、核放射線値をそれぞれの検出器座標と関連づけるように構成されているデータ入力部（７０）；核放射線値及び検出器座標に基づいて元の放射線画像（１０）を変換するための更新ルールを含む画像更新モジュール（２０）であって、元の放射線画像に更新ルールを適用することにより、更新された三次元放射線画像（１８）を生成するように構成されている、画像更新モジュール（２０）を有する、元の放射線画像（１０）を更新するための放射線画像システム。【選択図】図１

Description

本発明は、ＰＥＴ又はＳＰＥＣＴのような放射線画像化の分野に属し、本発明の態様(複数)は、自由に移動し、撮影する核放射線検出器による測定データに基づいて、元の放射線画像を更新するための装置に関する。本発明の更なる態様(複数)は、元の放射線画像を更新するための関連方法に関する。

ＰＥＴ及びＳＰＥＣＴ画像検査法等の放射線画像化のためのさまざまな方法は公知である。これらの方法は、身体から放出される放射線源が、例えば三次元放射線画像（放射線分布画像）として空間的に分離されることを可能にする。このことは、例えば、身体のさまざまな器官又は部位の機能及び／又は代謝プロセスにおける結論を導き出すために、身体内での放射性医薬品の分布を特定することを可能にする。これらの方法は、さまざまな癌の確かな診断、及び患部組織の位置特定診断を可能にする。この情報には、例えば、感染組織を除去するための外科的処置についての非常に高い利用価値がある。

これらの画像検査法の多くは、従来のＰＥＴ及びＳＰＥＣＴ法におけるような、固定式、又は固定軌道に沿って移動可能な放射線検出器を必要とする。しかし、このような検出器が高品質の放射線画像のために十分な情報を配信するには、少なくとも原理的には可能な限りさまざまな方向に撮像されるべき、ヒトから放出される放射線を検出することが可能でなければならない。例えば、米国特許出願公開第２０１０／７４４９８号Ａ１には、放射線画像を形成するための、患者のベッドがＰＥＴガントリに移動可能な放射線検出器が開示されている。しかし、このような検出器はかなりの空間及び画像検査を受けるヒトの複雑なアクセスを必要とする。この理由により、このような検出器は、手術環境で使用するにしても苦労しながらの使用である。しかし、検出器を外部で使用する場合、例えば、画像検査を受けるヒトが途中で動くため、画像は必然的にもはや最新のものでない場合がある。

例えば、フリーハンドＳＰＥＣＴのような、いわゆるフリーハンドの放射線検出器は、根本的に異なるアプローチに基づいている。本明細書で、核プローブ（通常は、上流に接続されたコリメータを備えた核放射線の検出器）は自由に移動可能である。すなわち、限定された空間領域内ではあるが、全ての３つの空間方向に少なくとも局所的に移動可能であり、一般に全ての３つの立体角に検出器対して回転可能である。これらのフリーハンド放射線検出器は、なんの妨害もなしで、画像検査を受けるヒトに対してさまざまな方向からの放射線を検出可能にし、その結果、なんの問題もなく手術環境においても使用することができる。このようなフリーハンド放射線検出器は、例えばドイツ国出願公開第１０ ２００９ ０４２ ７１２号Ａ１に開示されている。

追跡技術は、上記フリーハンド放射線検出器にとって特に重要であり、この追跡技術は斬新な画像検査法の基礎の一部を形成する。したがって、追跡技術を使用することにより、核磁気共鳴分析法、ＳＰＥＣＴ、光学的画像法、ＰＥＴ画像法等のさまざまな医療用画像検査法を、他の方法では不可能な状況で携帯用プローブを用いて実施することもできる。そうする場合、追跡技術を使用することで、画像検査法で使用する物、例えば放射線検出器を、特に時間依存的にそれらの配置(posture)（位置づけを示す、３つの座標空間の割り当て及び２又は３つの角座標の割り当て）を検出するために標的物として追跡することが可能になる。本明細書で、医学的応用は、一般に手術として表わされる。すなわち、より限定された意味での外科手術は、本明細書でより一般的に手術と呼ばれるものの一部の分野である。更に、画像検査法、又は外科手術のための準備活動若しくは支援活動も、本明細書で手術として理解される。このようなケースでは、追跡は手術環境又はその一部で実施される。一般に、手術環境とは、例えば外科手術、画像検査法、診断プロセスの一部等の医療応用が実施される領域内の環境と理解すべきである。例えば、手術環境は手術室の一部、特に手術する患者のための領域であってもよい。たとえ外科医による外科手術の適用が以下に強調されたとしても、更なる実施態様は、他の医療応用、例えば器具の誘導法又は画像追跡法に関するものであってもよい。

しかし、従来の方法と比較し、フリーハンドの追跡画像検査法は、より制御されていない条件下で部分的に実施される。高品質の画像を得ることができるかどうかは使用者の経験に依存するところが大きく、更に時間がかかる。手術中の画像撮影の場合には、手術の間は手術環境に占有されるであろう。

このような背景から、請求項１及び２に記載の元の放射線画像を更新するための放射線画像システム、並びに請求項１０及び１１に記載の、対応する方法が提案されている。本発明の更に好ましい態様は、従属請求項、図面及び明細書から明らかになるであろう。

米国特許出願公開第２０１０／７４４９８号Ａ１ ドイツ国出願公開第１０２００９０４２７１２号Ａ１

放射線画像システムは、手術環境で放射線画像を直接撮像して観察する必要のある（特に手術環境での動かされやすさ(accessability)）、境界条件を考慮することなく、放射線画像を作成することを可能にする。例えば、画像検査を受けるヒトの途中での動き、若しくは画像検査を受けるヒトの体内での途中の動き（例えば、体内の器官の動き）、又は画像検査を受けるヒトの体内で放射線源（放射性医薬品）が変化する等により、元の放射線画像は最新の変化を示さない場合がある。しかし、この不都合は、最新の核放射線の測定法及び／又は最新の患者位置測定法が、核放射線検出器の自由な移動を可能にすることから相殺される。画像更新モジュールは、元の放射線画像を変換し、その結果、最新の情報が考慮され、更新された情報に取り込まれることが可能になる。

本明細書で、放射分布画像は、放射線画像、すなわち、核測定から得られる三次元強度分布（例えば、放射分布画像、すなわち、３つの空間座標の関数、Ｘ、Ｙ、Ｚとしての再構成された放射強度）として理解される。再構成された放射強度以外の強度も放射線画像、例えば、原子核ビームに対する吸収強度上に位置づけることができる。復号又は他のリアルタイム処理後の三次元強度分布を生じるデータさえ、放射線画像として理解することができる。

また、本発明は、開示された方法を実行するための装置、及びそれぞれの単独の工程段階を実行するための装置部品に関する。該方法の工程は、ハードウェア・コンポーネント、対応するソフトウェアを用いてプログラムされたコンピュータ、両者の組み合わせ、又は他のいずれかの方法により実行することができる。更に、本発明は、それぞれ開示された装置を操作する方法に関する。上記装置の各関数を実行するための方法工程が含まれる。本発明の１つの可能性のある態様は、手術中の放射線画像検査に使用するための、本明細書に開示された放射線画像システムにも関する。

以下、図面に示す例示的実施態様に基づき本発明を説明し、それらから有益な部分及び修飾が得られるであろう。

三次元形状取得及び三次元視覚化装置を示す。 本発明の実施態様の放射線画像システムの構成要素を示す。 本発明の更なる実施態様の放射線画像システムの構成要素を示す。 本発明の更なる実施態様の放射線画像システムの構成要素を示す。 本発明の更なる実施態様の放射線画像システムの構成要素を示す。 本発明の更なる実施態様の放射線画像システムの構成要素を示す。 本発明の実施態様の放射線画像システムの関数の模式図を示す。 図７の放射線画像システムの画像更新モジュール関数の模式図を示す。 図７の放射線画像システムのプロジェクションマッピングの概略図を示す。 図７の放射線画像システムの放射線画像情報を消去する方法を概略的に示す。 本発明の実施態様における、元の放射線画像を更新する方法の工程を含むフローチャートを示す。 図１１の方法における反復値ｘの関数としての品質評価値Ｑを示す概略図を示す。

以下、本発明のさまざまな実施態様を説明するが、それらの一部は実施例として図面にも示す。以下の説明で、同一の参照番号は、同一又は類似の構成要素であることを意味する。概して、異なる実施態様間の相違点のみを説明する。この場合、更なる実施態様を得るために、実施態様の一部として記載した特徴を、他の実施態様と関連して容易に組み合わせてもよい。

図１に、保存されている元の放射線画像を更新することのできる、本発明の第一の態様の放射線画像システムの構成要素を示す。図１に示す状況における元の放射線画像は既に撮影されており、データメモリ、例えばデータ獲得システム９０に保存されている。

元の放射線画像は、先行測定に基づいて再現された、完全な三次元放射線画像である。測定は、図１に示すシステムにより実施することができる。また、元の放射線画像は、別のシステム（例えば、自由に移動できない放射線検出器、その結果、固定式又は固定軌道に沿って移動可能な検出器により）により生成することもできる。元の放射線画像は、放射線源の放射強度、例えば、各ボクセルの関数としての放射強度の空間分布を示す。放射線画像の画像座標系を、以下、ＫＮと呼ぶ。

更に、核放射線を測定するための核放射線検出器５０を図１に示す。核放射線検出器５０は、自由に移動可能なパスに沿って移動可能であり、その結果、３つの全ての空間方向において少なくとも局所的に移動可能であり、本ケースにおいては、３つの全ての立体角に対して回転可能でもある。自由に変化するパスに沿って自由に移動可能な検出器の更なる例は、例えば、制御可能なロボットアームに搭載され、かつ十分な自由度を有する検出器、測定の間、自由に置換可能なであり、かつ高さ調節が可能である検出器などである。

核放射線検出器５０は、特定の角度範囲から放射線が入り、通過することのみを選択的に可能にするコリメータと、核放射線値、更に正確に言うと時間の関数としての測定された放射強度又は頻度を獲得するために、そのビーム方向の後方の検出器とを有している。核放射線検出器５０は、測定前に核放射線をエネルギー的にフィルターにかけるためのエネルギーフィルターを任意に有していてもよい。

一般に、核放射線検出器は、次元０、１又は２の検出器であってもよい。この場合には、次元０の検出器は、所定の時間に測定される検出器容積内の単一の放射線値を検出できるように構成されている。これの一例は、必要であれば前面にコリメータを備えた単独のガンマ線プローブである。次元１は、一次元の線に沿って空間分解測定を可能にする検出器を意味し、次元２は、二次元の面の両方向での空間分解測定を可能にする検出器を意味する。二次元センサーの一例はガンマ線カメラである。光学センサーの場合の二次元センサーの類似物は、例えばＣＣＤセンサーである。更に、よりいっそうの空間分解能は、検出器を移動させ、時間依存測定を実施することにより得ることができる。

検出器は、例えば核プローブ、核カメラ、同時検出カメラ,コンプトンカメラ、又はそれらの組み合わせであってもよい。

一般に、検出器はフリーハンドの検出器であり、この検出器は、片手で操作できるように構成されており、片手で検出器を握り、保持するための取っ手部を有している。離した時でさえ、所定の位置に検出器を維持する検出器ホルダーを任意に利用してもよい。

核放射線検出器５０は、更に測定したデータを適切なデータ獲得システム９０、例えば適切なコンピュータに送信するためのデータインターフェースを有していてもよい。核放射線検出器５０の構成要素、例えば検知素子の構成要素は、核放射線検出器５０の残りの部分と空間的に分離されるように適合されていてもよい。

更に、図１に核放射線の測定の間、核放射線検出器５０を追跡するという目的を果たす追跡システム６０を示す。以下、追跡システムについて説明する。本明細書で、追跡とは、核放射線検出器５０の位置（方向）、すなわち放射線検出器５０の空間的位置及び方向の時間に依存した検出を意味する。位置は、三次元空間における位置を特定するために、３つの検出器座標により示され、方向は、通常、３つの検出器の立体角により示される。しかし、ある実施態様では、すなわち、測定に検出器の回転がなんら影響を及ぼさない場合、例えば、特定の０次元検出器であるような場合は２つの固定角で十分である。

図１に示す追跡システムは光学追跡システムである。このシステムについては、光学マークを有する光学追跡対象物体６２は核放射線検出器５０に固定されている。立体カメラ６４ａ、６４ｂにより記録することのできるマークの相対的位置に基づき、核放射線検出器５０の場所及び方向（位置）を、かなりの精度でリアルタイムで推定することができる。この位置は、検出器座標系において表わすことができ、以下、これをＫＤと呼ぶ。

追跡システムは、元の放射線画像（座標系ＫＮ）に対する核放射線検出器５０の位置（座標系ＫＤ）を検出し、かつ示すために備えられている。このために、追跡システムは、座標系ＫＤ及びＫＮの空間的関係を確立するように調節される。図１の実施態様では、これを画像検査を受けるヒトに追加の追跡対象物体８２を付着させることにより実現している。

放射線画像座標系ＫＮにおける追跡対象物体８２の場所又は位置は公知であり（例えば、校正により）、又は登録によって処置の開始時に計算される。例えば、追跡対象物体８２は、放射線画像座標系ＫＮ内に追跡対象物体８２を登録するために、すなわち、追跡対象物体８２の場所と放射線画像座標系ＫＮとの間の関係を確立するために、元の放射線画像を記録する間にヒト８４に既に付着していてもよく、この場合に使用する放射線画像検出器は、更に追跡対象物体（追跡対象物体６２の類似物）を備えていてもよい。更に一般的には、登録は、場所を基準とする登録、表面を基準とする登録、画像を基準とする登録として、またはそれらの組み合わせとしてとして（例えば、画像で認識できる通信に「目印」をもたらす画像認識によって）実施してもよい。

今や検出器座標系ＫＮ内の追跡対象物体８２の位置も検出する追跡システム６０のため、ＫＤとＫＮとの関係（座標変換）は、当業者に公知の方法で評価することができる。この関係に基づき、検出器座標系は、放射線画像の画像座標系に対する核放射線検出器５０の位置をも示す。この効果により、検出器座標系を放射線画像座標系ＫＮの座標に実際に変換することは必要でなく、この場合には、対象物体８２を追跡することにより確立されるＫＤとＫＮとの再現可能な関係又は変換の存在で十分である。

この実施態様では、例えば、相対的な位置又は位置の差として放射線画像座標系ＫＮ（追跡対象物体８２により定義可能）に対する検出器５０の位置を計算するために、あらゆる共通の座標系内の２つの追跡対象物体６２及び８２の位置を識別するのに十分なので、立体カメラ６４ａ、６４ｂは時間依存的に移動してもよく、両方の追跡対象物体が視野内にある限り、それ自体を追跡する必要はない。代わりに、立体カメラは追跡対象物体の１つに固定して焦点を合わせてもよい。

核プローブ５０の測定値と同様、追跡情報（時間依存的位置）は、データインターフェース（図示せず）によって、データ獲得システム９０にも送信される。データ獲得システム９０は、核放射線検出器５０からの核放射線値及び追跡システム６０からの検出器座標（位置）の両方を受信するための核データ入力部を有している。核データ入力部は、核放射線値を各検出器座標と関連づけることができる同期モジュールをも有している。このために、例えば、核放射線値において提供されるタイムスタンプと検出器座標とを比較してもよく、共通のタイムスロットで生じるパラメータはお互いに関連づけられる。別の可能性として、検出される核放射線値と関連する位置は、時間的に隣接した測定位置を挿入することによって評価してもよい。この関連づけは、一般に、検出器座標（検出器の位置）による核放射線値の同期化と呼ばれている。

一般的な態様として、単独で測定された測定核放射線値は、必ずしも放射線画像の完全な三次元の再現を可能としない。しかし、後述するように、それらは保存された元の画像を更新するのに有用である。

保存された元の放射線画像の更新について、図７を参照して詳細に説明する。更新は、例えば、コンピュータ９０で実行されるプログラムとして組み入れることのできる画像更新モジュール２０により実施される（図１を参照されたい）。更に、既に上述した以下の構成要素、すなわち核放射線検出器５０、追跡システム６０、及び核放射線値を各検出器座標に割り当てる同期モジュールを含む核データ入力部７０を図７に示す。

画像更新モジュール２０は、核放射線値及び検出器座標に基づいてデータメモリに保存された元の放射線画像１０を変換し、それによって、測定データから得られた情報を考慮する更新された三次元放射線画像１８を得るための更新ルールを有している。したがって、画像更新モジュール２０は、元の放射線画像１０に更新ルールを適用することにより、更新された三次元放射線画像１８を生成する。

このような趣旨で、画像更新モジュール２０は、画像変換関数２２及び画像品質評価関数２４を有している。画像品質評価関数２４は、核データ入力部７０及び放射線画像からの核放射線値（更に正確に言うと、核放射線値及び関連する検出器の位置を含むデータセット）を評価する。これは、元の放射線画像であっても、既に変換された放射線画像であってもよい。画像品質評価関数２４は、入力パラメータ、必要であれば、品質評価値が 新規に測定された核放射線値に対する放射線画像の品質を示す追加のパラメータから画像品質評価値（実数として）を計算する。画像品質評価関数２４の具体的な実行を以下に説明する。低い画像品質評価値は放射線画像の高品質を表す。以下で推測するケースでは、画像更新モジュール２０は、放射線画像１０が最小の画像品質評価関数２４に近づくように変換するように実行される。しかし、画像の高い品質評価値が放射線画像の高品質を表し、かつ最大値が近似される、明らかな変換を伴う同等の実行も可能である。

画像変換関数２２は、引数の数又はランダムなパラメータでもあるパラメータに基づいて放射線画像１０（又は既に変換された放射線画像）を変換するという目的を果たす。画像変換関数２２の具体的な実施を以下に更に説明する。

画像更新モジュール２０は元の放射線画像１０にアクセスし、結果を画像品質評価関数２４の最小値に近似するように画像変換関数２２を用いながら（画像変換関数２２によって生成することのできる放射線画像の枠組みの中で）元の放射線画像を変換する。これは、あるケースでは、画像品質評価関数２４によって、正確な計算により実施することができるが、原則として反復法により最も効率的な方法で実施することができる。この場合には、画像変換関数２２は元の放射線画像１０に連続して複数回、又は以前に獲得し保存してある変換した放射線画像に再帰的に適用される。また、最小値が徐々に近似するように、画像変換関数は、反復して調整された画像変換関数２２のパラメータを用い、何度も繰り返して元の放射線画像１０に適用される。この場合には、放射線画像１０は、これらのパラメータに基づき、画像変換関数２２のみを変換し、かつ画像品質評価関数２４を発現することにより、単に間接的な方法で変換することができる。画像変換関数２２により、いつでも、パラメータから放射線画像を得ることができるので、これらのパラメータのみによるこれらの変換も、放射線画像の（間接的）変換とみなすことができる。

画像変換関数の因数の数が大きい場合、高次元の最小化問題が存在する。共役勾配法、シンプレックス法、及び焼き鈍し法のような、上記問題を効率的に解決するための反復アルゴリズムは公知であり、例えば、出版物「Ｎｕｍｅｒｉｃａｌ Ｒｅｃｉｐｅ」（ｈｔｔｐ：／／ｗｗｗ．ｎｒ．ｃｏｍで利用可能）に開示されている。更なる方法は、モンテカルロを基準とする方法、又はランダムウォーク法である。これらの方法又は更なる方法によって、得られた放射線画像が、画像品質評価関数２４の最小値を徐々に近似するように、画像更新モジュール２０は、画像変換関数２２を用い、放射線画像１０（元の画像又は既に変換した画像）を反復して変換する。反復が完了すると、最終的に得られた放射線画像が更新された放射線画像１８として出力される。

本明細書において、以下の用語も使用される。
上記及び図７に示したアルゴリズムは、この命名法を使用し、最小値Ｖｒ＝ａｒｇｍｉｎ_Ｔ Ｑ（Ｔ（Ｖ），ｐ，ｂ）として、結果としての放射線画像Ｖｒを計算する。

画像品質評価関数２４、Ｑ（Ｔ（Ｖ），ｐ，ｂ）は以下のようにして実行される。
この関数は、核放射線値から、及び位置からも計算され、かつ放射線画像Ｖの予測され、又は想定された測定データＰ（ｐ，ｖ）からの測定された核データｂの偏差を示す。したがって、低い画像品質は放射線画像の高品質を表す。（１）で使用するＬ２ノルムに代え、偏差を計算するための他の任意の関数、例えば、任意のＬノルム、任意の相関関数等を使用することもできる。

式（１）の更なる展開も可能である。例えば、上記画像品質評価関数（１）に正規化項Ｒ（Ｔ）を更に加えてもよい。このような正規化項Ｒ（Ｔ）は、特定の画像変換の妥当性を表し得る。例えば、正規化項Ｒ（Ｔ）は、放射線画像を過剰に変形する、画像変換Ｔについて増大した値を出力することができる（式Ｒ（Ｔ）内の因数Ｔは、画像変換関数Ｔを決定する一組のパラメータを表す）。重大な歪みが抑制されるので、このような正規化項は、画像変換の融通性(elasticity)として物理的に説明することができる。この方法又は同様の方法で、ヒトの体内での質量保存、活動の保存、弾力性、トレーサーの電位変化のような、潜在的な画像の歪みに関するさまざまなモデル仮定を実行することができる。具体的には、これらのモデルには、離散型モデル（例えば、粒子及びバネモデル）、又は連続的モデル（例えば、超弾性モデル）のような、ヒトの体内での可能な歪みの物理的モデルが含まれる。正規化項は、またその間に発生した体内のトレーサー又は放射能の変化等の更なる内部情報（例えば、追加として注射したトレーサーの量、既に除去された組織の量等）を考慮することができる。また、このような正規化項は、物理的に妥当な画像変換をより大きな確実性で評価することを可能にし、良質の結果の画像が見出される。更なる正規化項及び方法は、数学から公知であり、同様に本明細書で使用することができる。例えば、この関数が特定の画像変換のみを可能にする場合、正規化項の代わりに、潜在的な変形のある種のモデル(複数)を画像変換関数２２の骨組み内で実行することもできる。

正規化項は、画像変換関数Ｔ又はそのパラメータにのみ依存するだけでなく、更に変換した画像Ｔ（Ｖ）自体又は以前に変換した履歴等の追加パラメータにも依存する。正規化項は画像のモデルを含んでいてもよい。このようなモデルは、いわゆる有限要素法（ＦＥＭ）、有限体積法（ＦＶＭ）、統計的形状モデル、及び統計的変形モデルとして実行することができる。正規化項の例については、可能な画像変換Ｔと一緒に以下に述べる。

更に終端条件を実行してもよい。例えば、画像品質評価関数により計算した画像品質が非常に低い場合、及び／又は許容値が非現実的な画像変形を必要とする場合、警戒信号を出力してもよい。

画像変換関数２２、Ｔ（Ｖ）は例えば以下のように実行することができる：元の放射線画像１０を最初に分割関数により部分容積に分割（分離）する。この分割は、固定されたルール（例えば、s³で、部分的に等しいサイズX/s * Y/s * Z/s量の大きさを設定した）に従い、又は画像認識関数及び／又は、例えば、全体として特定の身体部分(複数)を認識し、かつ分割する解剖モデルとして実施することができる。このような画像分割アルゴリズムは、いわゆる領域拡張アルゴリズム、レベルセットアルゴリズム、スネークアルゴリズム、ヒストグラムベースアルゴリズム、アトラスベースアルゴリズム、グラフベースアルゴリズム、又は類似の分割アルゴリズムである。その結果、画像変換関数２２は、各パラメータに依存し、これら部分容積のそれぞれ又は少なくとも一部に対して、少なくとも１以上の操作を適用するように構成されている。このような操作は、以下の群、すなわち、回転、移動、伸長／圧縮、歪み、剪断、又はそれらの混合から選択される。

単純であるが有用な例では、例えば、画像変換関数２２は、各部分容積がお互いに独立して移動することのみを可能にする。この場合には、変換は、一式の変位ベクトルｔ _１．．．ｔ _ｍ（置換可能な部分容積のそれぞれについて１つのベクトル）により表わすことができる。更に複雑な例では、隣接する部分容積の境界ボクセルがお互いにあまり変位し過ぎないように、移動によって部分容積の境界領域も変形する（膨脹又は圧縮）。

弾性ばねのように作用し、お互いに過剰に逸脱する置換を抑制する、隣接する各対の部分容積についての加数ｆ（ｔ _ｋ，ｔ _ｌ）＝（ｔ _ｋ，ｔ _ｌ）^２を含む正規化項によっても、類似の効果を達成することができる：

したがって、更に一般的に、かつ一般的な態様に従い、画像品質評価関数は、誤差項（一致項）及び正規化項を含んでいてもよく、誤差項は変換された放射線画像、核放射線値及び検出器座標に依存し（少なくとも間接的に）、変換された放射線画像と核放射線値との間に一致を示し（したがって、一致又は不一致の品質）、正規化項は少なくとも変換された放射線画像に依存し（少なくとも間接的に、例えば変動パラメータにより）、かつ変換された画像の妥当性を表す。

この場合、単に全体としての放射線画像の単純な置換又は回転は、放射線画像の本当の意味で変換していないので、まだ画像変換関数とはみなされない。少なくとも２つの部分容積における少なくとも圧縮、膨脹又は分割等の放射線画像のより複雑な変換、及びその少なくとも部分的な独立した置換が必要である。

画像更新モジュール２０の更なる実施態様によれば、画像更新モジュールは、図８に示すように、画像再構成アルゴリズム３６も含んでいてもよい。画像再構成アルゴリズム３６は、開始画像又は開始ベクトルとして放射線画像１０を受信し（入力部３２）、開始画像としての元の放射線画像から再構成された放射線画像を再構成するための反復画像再構成法の少なくとも数個の工程に適用される。そうすることで、画像再構成アルゴリズム３６は、一方では元の放射線画像を再構成するために使用される測定データ１２（データ３４）の少なくとも一部を使用するが、更に核放射線検出器５０からの核放射線値３５、及び追跡システム６０からの検出器座標を使用する。複数回の反復工程の後、再構成された放射線画像を更新された放射線画像１８として出力する。このような画像再構成アルゴリズム３６の反復画像再構成法は、画像変換関数又は画像品質評価関数により、放射線画像３２の反復変換に基づき、同様に実施することができる。

図９に、上述の画像再構成アルゴリズムの任意の機能を更に詳細に説明する。この機能により、元の放射線画像（Ｘ_０＊Ｙ_０＊Ｚ_０のボクセルを有する放射分布）を元の測定データＮ_０から得た。今や、この放射線画像は新規な追加的な核データ（核放射線検出器の関連する位置を含むＮ−Ｎ_０核放射線値）によって更新されている。この場合は、ボクセルの数が空間分解能をより高くし、又はＶＯＩ（関心領域）をより大きくすることがあるので、追加の測定値は任意に上昇する場合がある。

既に述べたプロジェクションマッピングＰを図９に行列として示す。上述したように、放射線画像ＶについてのマッピングＰは、位置ｐを有する検出器から測定された関連する模擬核データｂ＝Ｐ（Ｖ）を出力する。Ｐは線形マッピングであり、その結果、行列として表すことができる。行列Ｂの値は、測定環境の幾何モデルによる検出器の位置ｐに由来する。

全ての核放射線値（元の放射線画像及び新規な追加された放射線値の核放射線値）について、行列Ｐは部分的領域Ｐａ、Ｐｂ及びＰｄに更に分割することができる。Ｐａは、元の放射線画像に割り当てられた部分的な行列であり、所定の強度分布（元の放射線画像）Ｖ_０（元の放射線画像の座標系のＸ_０＊Ｙ_０＊Ｚ_０ボクセル）について、この行列は元の測定値（Ｎ_０測定値）で予測される模擬核データｂ_０＝Ｐａ（Ｖ_０）を生成する。行列Ｐａの入力は、元の測定値における検出器の位置ｐに依存する。したがって、（ほぼ）実際に得られた核データとしてのｂ_０を用い、又は上記式（１）から対応する関数を最小化することによって、方程式ｂ_０＝Ｐａ（Ｖ_０）を近似的に解くことにより、元の放射線画像Ｖ_０を得ることができる。

一実施態様では、新規な追加された核放射線値を、放射線分布を再構成するために、元の放射線値と同じ方法で一緒に使用することができる。座標系が放射線分布（Ｘ_０＊Ｙ_０＊Ｚ_０ボクセル）について変更されない場合、今や、再構成はＮ_０測定値よりもＮに基づいて実施されるので、これは部分行列Ｐｂにより、単に行列の拡張をもたらすであろう。場合によって、元の測定値の一部は、Ｐｄに関して、更に後述するように除去することができる。

容積のより良好な空間解像度又は拡大について、追加の測定は、必要に応じて放射線分布のボクセルの増加に寄与し得る。この場合には、行列Ｐのライン数はＸ＊Ｙ＊Ｚラインまで増加する（＝出力ベクトルＶの次元）。この増加は、解決する方程式の過剰決定を低減するために利用することもでき、それ故、人為的な影響を低減するために利用することができる。この場合には、更なる部分行列Ｐｃを行列Ｐにする。

その後、更新された放射線画像（更新された強度分布）は、再構成によって、例えば、行列Ｐについての式（１）で定義される価数の（おおよその）極値を形成することによって、元の放射線画像に相似して得ることができる。そうすることにより、上述した反復法を、目的を最小化するために使用することができる。反復法では、任意に選択した開始ベクトルを使用することができる。例えば、部分行列Ｐａ（最初のＸ_０＊Ｙ_０＊Ｚ_０の入力）に割り当てられる入力としての元の放射線画像を含む、元の放射線画像を使用する際に、例えば開始ベクトルを使用することができる。例えば、開始ベクトルの追加入力は乱数値である。

場合により、行列Ｐ（行列セクションＰｄ）の選択したライン及び／又はカラムを削除することにより、行列のサイズを小さくしてもよい。言い換えると、放射分布の画像セクション（行列Ｐのライン）を除外するか組み合わせ、及び／又は核放射線値（行列Ｐのカラム）を除外するか組み合わせても良い。これは、計算を加速することを可能にする。

例えば、可能な一般的態様によれば、放射分布（行列Ｐのライン）の画像セクションを除外又は組み合わせるための１以上の以下の基準を、更新ルールに従って適用することができる。
−測定された核放射線値の重要性は、これらの画像セクションにとっては低い（行列Ｐのラインベクトルのノルムは、所定の限界値より低くなっている）；
−これらの画像セクションは、所定のＶＯＩ（関心領域）を外れている；
−核放射線値の重要性は、画像セクションにとって十分でない（核放射線値の位置は画像部に対して所定の参照基準を満たさず、及び／又は行列Ｐのそれぞれのラインのノルムは所定の限界値以下になる）。

例えば、可能な一般的態様によれば、放射線分布（行列Ｐのカラム）の画像セクションを除外又は組み合わせるための１以上の以下の基準を更新ルールに従って適応することができる。
−核放射線値の重要性は、マッピングする全ての画像セクションにとっては低い（行列Ｐのカラムベクトルのノルムは、所定の限界値より低くなっている）；
−核放射線値のうちの１つ、又は核放射線値の組み合わせの重要性は、核放射線値の別のもの、又は核放射線値の別の組み合わせの重要性と同様である（行列Ｐのカラムベクトルの線形結合のノルムは所定の限界値より低くなっている）；
−これらの核放射線値の位置は、所定の除外又は組み合わせ基準を満たしている；
−核放射線値が測定された時点は、所定の時間よりも長く遡る；
−これらの基準に（同一又は異なる重みが加えられた）組み合わせ。

所定の除外又は組み合わせ基準の例を図１０に示す。図１０は、各放射線測定における核放射線検出器の軌道７、及び検出器座標（位置）６を概略的に示す。このケースでは、検出器座標６は、その基点が検出器の位置を記号で表し、その方向がそれぞれの測定での検出器の立体角を記号化する、それぞれの矢印で示される。

グループ６ａは、結果として行列Ｐのための非常に類似したカラム入力が期待される、非常に類似する３つの検出器座標（位置）を形成する。演算時間を短くするために、３つの関連する測定値を１つの測定値に組み合わせることができる。これは、測定の位置を比較し、次いで類似する位置を組み合わせることにより達成される（位置の差についてのノルムは、所定の限界値よりも小さい）。

同様の基準は同じ結果をもたらし、同等の位置はＰ行列の同等のカラムをもたらす。したがって、Ｐ行列の同様のカラムを組み合わせてもよい。より一般的には、ノルムが所定の限界値よりも小さいので、線形結合を示すＰ行列のカラムを組み合わせてもよい。その結果、解決すべき方程式系の過剰決定を回避することができる。

他の除外基準は位置６ｂに関する。類似する位置での非常に少ない測定値はここで入手でき、関連する画像セクション（放射分布のボクセル）については、方程式系は決定されておらず、そのため、安定した解決法にはならない。この基準は、ボクセルを除外又は組み合わせるために使用することができる。いずれの位置にも十分な因果関係を示さないボクセルは除外してもよい。十分な因果関係は、幾何学的に評価される場合があり、例えば、位置ベクトル６が十分に向けられた各ボクセルは記録され、記録のない、又は十分に記録されていないボクセルは除外される。代替的又は追加的に、行列Ｐのラインベクトルが所定のノルムよりも小さいボクセルは除外することができる。

位置６ｂにより示された基準は、核データの除外基準としても使用することができる。これらの測定で低品質のデータが予想されるので、例えば、検出器が高速で移動した測定値は除外してもよい。等しい時間間隔では、２つの時間的に隣接した測定値間の差（ノルム）によって検出器速度を表してもよい。差が所定の限界値を超える場合は、対応する測定値を除外する。

以下、更なる実施態様を図２〜７を参照して説明する。これらの実施態様は、図１の実施態様と類似しており、お互いに同一の参照番号は同一の構成要素であることを意味する。以下に説明する逸脱とは別に、残りの図面の記述も、記載された図面それぞれのために引用される場合がある。

図２の放射線検出器５０は、直接的ではないが、機械的追跡システム６２ａを介して追跡対象物体６２に間接的にのみ接続している。この機械的追跡システム６２ａは、一連のアームを介して検出器５０を画像検査を受けるためのヒト８４の基準体、ベッド８６と接続している。追跡システム６２ａのアームは、検出器が自由に移動可能なように関節により相互接続されている（すなわち、３つの全ての空間方向で少なくとも所定の容積内で、また、ここで自由に回転さえできる）。同時に、アームは、それが解放された時でも、所定の位置で検出器を保持している。

追跡システム６２ａの関節の歪みを検出し、それによって基準体８６に対する位置を追跡する。同様に、基準体８６は、追跡対象物体６２に固定して結合している。最終的に、図１で達成されたように、図２で同じことが達成される。すなわち、一方で放射線検出器（座標系ＫＤ）と患者に付着した追跡対象物体８２（座標系ＮＤ）との相対的な位置が確定する。

図３の放射線検出器を用い、機械的追跡システム６２ａを介して放射線検出器とベッド８６との相対的位置を確定する。ベッド８６に対する放射線画像座標系ＫＮの固定位置を推測することができるように、画像検査を受けるヒトはベッド８６の所定位置に寝そべり、又はそこに固定される。したがって、追跡システム６２ａは、同様に検出器座標系ＫＤと放射線画像座標系ＫＮとの相関関係を与える。

図３の実施態様は、患者の位置の位置変化のみ、核データから間接的に（画像品質評価関数を介して）認識することができないという欠点を有している。この欠点は、以下のような一般的な態様、すなわち、ヒト８４の実質的な位置変化が予測できないように、好ましくは核放射線の測定中又は直前／直後に、位置特定モジュールが、画像座標系ＫＮに対し、画像検査を受けるヒト８４の少なくとも１つの身体の基準点の位置を特定する態様により低減することができる。この位置特定は、画像座標系の座標で起こる必要はない。それ故、この位置特定は、少なくとも１つの基準体ポイントを放射線画像（放射線分布画像）内の対応するポイントに登録することを可能にし、その結果、より一層信頼性のある割り当てを可能にする。

一例によれば、画像検査を受けるヒト８４の位置に依存して、更なる位置データが収集され、この位置データに基づいて、元の放射線画像（放射線分布画像）を予め変換する。画像検査を受けるヒト８４に言及する場合、必ずしもそのヒト全体について言及している訳ではなく、そのヒトの一部分のみに言及している場合もある。例えば、位置データは、彼／彼女の全身よりもむしろ、画像検査を受けるヒトの一部のみの位置を反映している可能性がある。

本態様の図３の実施態様の変形では、ベッド８６の支持面は、例えば重量センサーを備えている。重量センサーは、画像検査を受けるヒト８４の重量分布を反映する重量分布データを供給する。このデータを、例えば元の放射線画像の記録中に測定された対応する重量分布と比較することにより、画像前処理プログラムは、今や位置変化を認識し、それによって放射線画像を予め変換することができる（例えば、放射線画像を置換し、より正確には重心の置換又は接触圧点の置換による、全体又は一部としての放射線分布画像の置換）。

代替的又は追加的に、画像品質評価関数は、この位置データとの依存関係を示す。これは、基準体ポイントの位置特定データを受信するために画像品質評価関数２４が位置特定モジュール８０に動作可能に接続されている任意の変形として図７に示されている。位置特定モジュール８０からの位置データは、画像品質評価関数２４に入力され、画像品質評価値を計算するために使用される。

本態様によれば、例えば、このような画像変換は更なる加数による方が好ましく、この変換は位置データ（例えば、重量分布）に関しては十分に一致する。例えば、このような加数は、放射線画像と一緒に変換された元の位置データ（元の放射線画像の記録の際に得られた）と、最新の位置データとの相違からのＬ２ノルムに比例する可能性があり、それによって両方の位置データはベクトルで表される。

類似の方法で、重量分布に代え、又は重量分布に加え、ヒト８４の体表面（例えば、頸部又は腋窩部等の、独特であるか構造的な体表面−ヒト８５の全身の表面でなくてもよい）のスペースの位置を位置データとして使用することができる。この体表面の位置は、表面測定システムにより測定することができ、その後、事前変換又は画像正規化のために使用することができる。体表面は、放射線検出器５０と同一であってもよい追跡捜査物体による機械的操作での走査モードで、又は表面位置を測定するための他の機器を用いて測定することができる。例えば、このような機器は、飛行時間型カメラ、立体カメラ、レーザースキャナー又はそれらの組み合わせであってもよい。表面位置を測定するために、例えば、１つ以上の追跡対象物体又は記号（基準）を備え付けた追跡システムを直接使用してもよい。例えば、Ｋｉｎｅｃｔシステムのような市販されているシステムを、表面又は位置データを測定するために用いてもよい。

放射線画像中、又は追加の画像中の少なくとも１つの顕著な特徴（いわゆる目印）（正確に言えば、放射線分布画像）は、例えば、ＵＳ、ＣＴ、ＭＲ等の光学画像又は追加で生成された断面像を類似の方法で使用することができる。これらは位置データを測定するのに適しており、上述したようにして使用することができる。

したがって、画像品質評価関数２４は、位置特定モジュール８０により位置が特定される基準体ポイントと放射線画像（更に正確には、放射線分布画像）との一致を示す一態様の位置特定項を有している。位置特定項は、一致項（ｃｏｎｓｉｓｔｅｎｃｙ ｔｅｒｍ）、又は正規化項、又は追加項（ａｄｄｉｔｉｏｎａｌ ｔｅｒｍ）の一部として具体化することができる。

図４の更なる実施態様では、ＰＥＴに適用するための高エネルギーガンマ線カメラが片側に備え付けられている。元の放射線画像はＰＥＴ画像（二次元検出器５０により）、及び図示していない一致を検出するための更なる検出器により得られる。更なる検出器を、図１の検出器６０に類似させて、特に自由に移動可能なように構成してもよい。更に、患者の位置データは、実際に上記で図３を参照して詳細に説明した以下のサブモジュールによって測定される：
−重量センサーを有する支持面；
−表面測定システムとしての立体カメラ６０；及び
−ヒト８４に付着された追跡対象物体８２。

更に、放射線検出器４０は、同様にそこに固定して付着した追跡対象物体５２によって追跡される。したがって、放射線検出器は自由に移動し、追跡座標系と検出器座標系との関係は更に持続する。必要に応じ、元の放射線画像を取り込んだ後、放射線検出器を完全に取り外してもよい。

同様に、画像品質評価関数の最小値を近似するように、放射線画像又は放射線分布画像は、画像更新モジュールによって上述したように反復して変化し得る。例えば、画像品質評価関数は、放射線画像と一緒に変換した元の（すなわち、元の放射線画像を生成した時に得られた）位置データと、位置特定サブモジュールの最新の位置データとの間に偏差を有していてもよい。｜｜Ｐ（ｐ，Ｔ（Ｖ））−ｂ｜｜_Ｌ２に相当する項は除外してもよい。追加の正規化項を有していてもよい。

図４の追跡システム６０は電磁追跡システムである。しかし、他の任意のシステムを使用してもよい。

原則として、図５は図４に対応する。しかし、放射線検出器５０はベッド８６と一体化しており、放射線画像の生成のために使用される。放射線検出器５０は、元の放射線画像のために使用され、更に図１と同様の更新のために使用される、更新された放射線測定値を送信することができる。図４の検出器と同様、この検出器５０もベッド８６に固定して接続された追跡対象物体６２によって、この場合には光学追跡システム６０によって追跡される。更に、さまざまな視覚を考慮するために、両方の検出器を使用するＰＥＴ法により図４に示すのと類似する、又は図１に類似する追加の検出器としてのいずれかの自由に移動可能な検出器を使用してもよい。

ここでは、放射線画像を更新するための位置特定モジュールによって使用することのできる、位置データを生成するために患者８４に付着された追跡対象物体８２のみを示すが、本明細書に開示する残りの位置データを更に使用してもよい。

図１〜５の全てにおいて、更新された放射線画像９２、必要であれば、追加情報を出力するためのスクリーンが更に示される。システム９０は、スクリーン９２にリアルタイムで（更に正確には、ほとんどリアルタイムで）更新された放射線画像（更に正確には、放射線分布画像）を表示する。リアルタイムとは、画像が、ちょうど取得した測定値に基づいて連続して更新されることを意味する。画像の完全な再構成が実施される必要がないので、これは可能となり、画像の完全な再構成のためには少しの測定は必要であるか、又は考慮されなければならない。

このスクリーンを図６に更に詳細に示す。更新された放射線画像（更に正確には、放射線分布画像）、並びに元の放射線画像は完全な三次元画像なので、三次元画像情報を伝達できるように、さまざまな透視図又は断面図を表わすことができる。

また、更なる情報、例えば、拡大された現実情報、及び／又は核プローブを誘導するための情報、改善された測定データを得るための情報を表示することができる。このような情報を得ることについては、例えば、特許出願ドイツ国第１０ ２０１０ ０１７ ５４３号及び第１０ ２００９ ０４２ ７１２号に開示されており、これらの内容は本明細書に参照として組み入れられる。

図１〜５に示した追跡システム６０、６２ａに代え、一般的態様として、電磁気式、光学式、機械式（受動的又は能動的、例えば、制御可能なロボットアームに備えつけられている）追跡システムのような、検出器の位置を測定するためのさまざまな追跡システムを使用することができる。追跡システムは、ガンマ線プローブに固定して備え付けられたカメラによって実現することもでき、固定された追跡対象物体に照準を合わせる。また、追跡システムは、放射線検出器５０と一体化した加速度センサー及びジャイロスコープにより実行することができる。

元の放射線画像を更新する方法を、図１１を参照して以下に説明する。該方法は下記工程を含む：
Ｓ１：方法を開始する工程；
Ｓ２：核放射線の元の測定を実施する工程；
Ｓ３：Ｓ２で測定した核放射線から元の放射線画像を再構成する工程：したがって、元の放射線画像は工程Ｓ２、Ｓ３で得られる。この元の放射線画像は完全な三次元放射線画像である。すなわち、元の放射線は完成しており、放射線分布を可視化するために直接表示することができる。
Ｓ４：元の放射線画像の完了後、基準座標系内で追跡した核放射線検出器の位置を示す検出器座標を得るために、核放射線値を得、核放射線の測定の間、核放射線検出器を追跡するように、可変パスに沿って自由に移動可能な核放射線検出器により核放射線を測定する工程；
Ｓ５：検出器座標のそれぞれに対する核放射線値を関連づける工程；
Ｓ６：核放射線値及び検出器座標に基づいて元の放射線画像を変換する更新ルールにより、元の放射線画像に更新ルールを適用することにより、更新された三次元放射線画像を生成する工程。

元の放射線画像は、画像検査を受けるヒトの少なくとも部分的マッピングを含む。工程Ｓ４で、上記方法は、基準座標系に対する、画像検査を受けるヒトの少なくとも１つの基準体ポイントの位置を特定することを更に含む。

図１２は、図１１の方法における反復値ｘの関数としての品質評価値Ｑを示す概略図を示す。この場合には、元の放射線画像は、図９に示す行列Ｐａにより、工程Ｓ２（図１１を参照されたい）に表わされ、元の核データｂ_０（長さＮ_０のベクトル）、及び元の放射線分布画像Ｖ_０（Ｘ_０＊Ｙ_０＊Ｚ_０ボクセル、更に限定された意味における元の放射線画像）は、行列Ｐａ及び元のデータｂ_０を使用することにより、式（１）の品質評価値Ｑを最小化することにより得られる。

元の放射線画像の再構成（工程Ｓ３）は反復法における品質評価値Ｑを最小化した後に、例えば、ＭＬＥＭ法（最尤推定期待値最大化法）により得られる。この場合には、任意の（例えば、無作為に選択した）開始値が、元の放射線分布画像Ｖ_０及びＭＬＥＭ法によって反復して近似された式（１）の最小化のために使用される。インターバルＸ_０．．．Ｘ_１−ｌの間の最小化を図１２の略図に示す。更なる最小化が可能な場合であっても、人為要素が発生することを防ぐため、Ｑが十分に収束するとすぐに反復法が停止する。

したがって、工程Ｓ４及びＳ５が実行される。そのため、使用者は、画像が十分に収束した場合にのみ画像を見るであろう。その後、核データｂが上述のように更新され（現在の長さＮ）、行列Ｐが検出器座標を用いて、すなわち、図９に示される形式からもたらされて更新される。

工程Ｓ６で、放射線分布画像Ｖ（Ｘ＊Ｙ＊Ｚボクセル、更に限定された意味で更新された放射線画像）は、行列Ｐ及び更新された核データｂを使用し、式（１）の品質評価値Ｑを最小化することにより得られる。これは、同様に、Ｖについての開始ベクトルに基づき、上述の品質評価値Ｑの最小化を反復することにより得られる。この場合には、元の結果（放射線画像Ｖ_０）はＶ_０までのエントリーのための開始ベクトルとして使用されることができ、残りのエントリーは、任意、例えばランダムな値であることができる。また、Ｖの開始ベクトルの全てのエントリー、並びにＶ_０までのエントリーについて、全体的に任意の値を使用してもよい。インターバルＸ_０．．．Ｘ_２−ｌの間の最小化を図１２の略図に示す。

場合により、更新ルールは複数回、又は反復して適用することができる。図１２では、更新ルールは 更なる時間Ｘ_２、Ｘ_３等でも時間Ｘ_１に示されたのと同様の方法で適用される。その結果、元の画像の相対的重要性は更に低くなり、強度分布の潜在的変化（軟組織の移動等）を検出することができる。

画像再構成により、全ての時間Ｘ_１、Ｘ_２、Ｘ_３等のそれぞれで更新された画像を示すことが可能になる。最新のハードウェア及びソフトウェア（ＭＬＥＭ法のような、ＧＰＵで加速された最新の再構成アルゴリズム）を使用することにより、低価格の標準的なＰＣ構成であってもほんの一瞬で反復が可能になる。これにより、数秒以内（更新あたり約１０秒）の画像更新が可能になる。

放射線画像システムの更なる変形を以下に示す。１つの変形によれば、元の放射線画像（１０）を更新するための放射線画像システムは、画像検査を受けるヒト（８４）の少なくとも部分的マッピングを含む三次元の元の放射線画像（１０）を生成するための放射線検出器システム（５０）；元の放射線画像を生成しながら、放射線検出器システム（５０）に対する、画像検査を受けるヒト（８４）の位置を示す元の位置データを生成するように構成された元の画像位置特定モジュールであって、元の画像位置特定モジュールと同一であっても異なっていてもよく、元の放射線画像の生成後に放射線検出器システム（５０）に対する、画像検査を受けるヒト（８４）の位置を示す最新の位置データを生成するように構成されている位置特定モジュール；元の位置データ及び最新の位置データの両方に従い、元の放射線画像を変換するための更新ルールを有する画像更新モジュール（２０）であって、元の放射線画像に更新ルールを適用することにより、更新された三次元放射線画像（１８）を生成するように構成されている画像更新モジュールを有する。

更なる変形による元の放射線画像を更新する方法は、画像検査を受けるヒト（８４）の元の三次元放射線画像を得る工程（Ｓ２、Ｓ３）；元の放射線画像を生成しながら、放射線検出器システム（５０）に対する、画像検査を受けるヒト（８４）の位置を示す元の位置データを生成する工程；次いで、元の放射線画像の生成後に放射線検出器システム（５０）に対するマッピングするヒト（８４）の位置を示す最新の位置データを生成する工程；及び元のデータ位置及び最新の位置データに従い、元の放射線画像を変換する更新ルールを用い、元の放射画像に更新ルールを適用することにより、更新された三次元放射線画像を生成する工程を含む。上記変形は、本明細書に開示した他のあらゆる態様、特に請求項の主題と組み合わせることができる。

Claims (9)

1. 元の三次元放射線画像（１０）を保存するためのデータメモリ；
   核放射線値を得るための、核放射線を測定する可変パスに沿って自由に移動可能な核放射線検出器（５０）；
   放射線画像の画像座標系に対して追跡した放射線検出器の位置を示す検出器座標が得られるように、核放射線を測定しながら核放射線検出器（５０）を追跡するための追跡システム（６０）；
   核放射線検出器（５０）からの核放射線値、及び追跡システム（６０）からの検出器座標を受信し、核放射線値をそれぞれの検出器座標と関連づけるように構成されているデータ入力部（７０）；
   核放射線値及び検出器座標に基づいて元の放射線画像（１０）を変換するための更新ルールを含む画像更新モジュール（２０）であって、元の放射線画像に更新ルールを適用することにより、更新された三次元放射線画像（１８）を生成するように構成されている、画像更新モジュール（２０）
   を有する、元の放射線画像（１０）を更新するための放射線画像システム。
2. 上記元の放射線画像が画像検査を受けるヒトの少なくとも部分写像を含み、上記放射線画像システムが、画像検査を受けるヒト（８４）の身体の少なくとも１つの基準点を、画像座標系に対して位置を特定するように構成されている位置特定モジュール（８０）を更に有する、請求項１記載の放射線画像システム。
3. 上記位置特定モジュールが、好ましくは以下の少なくとも１つを有する、請求項２記載の放射線画像システム：
   （ｉ）画像検査を受けるヒト（８４）に付着させるマーキング要素（８２）であって、上記追跡システム（６０）が、上記マーキング要素（８２）の位置を示すマーキング要素座標を得るように構成されているマーキング要素；
   （ｉｉ）画像検査を受けるヒト（８４）が支持面（８６）に仰臥位になった時の、上記ヒトの重量分布を測定するための重量センサーを備えた支持面；
   （ｉｉｉ）画像検査を受けるヒトの体表の位置を特定するための体表判定システム；
   （ｉｖ）放射線画像又は追加の画像中の少なくとも１つの顕著な特徴を評価するための画像評価システム。
4. 画像更新モジュール（２０）が、
   放射線画像を変換するための画像変換関数（２２）；
   上記核放射線値及び変換された放射線画像から画像品質評価値を評価するための画像品質評価関数（２４）；を含み、
   上記画像更新モジュール（２０）が、放射線画像が画像評価関数の極値を徐々に近似し、上記評価から得られた放射線画像を、更新された放射線画像（１８）として出力するために、上記画像更新モジュールが複数回繰り返して放射線画像を評価するように、上記画像変換関数（２２）により放射線画像を繰り返し変換するように構成されている、請求項１〜３のいずれか１項記載の放射線画像システム。
5. 身体の基準点の位置特定データを受信し、かつ該位置特定データに基づいて画像品質評価値を計算するために、上記画像品質評価関数（２４）が位置特定モジュール（８０）に動作可能に接続されている、請求項４記載の放射線画像システム。
6. 上記画像変換関数（２２）が、上記放射線画像の部分容積を分割し、該部分容積を該放射線画像内で操作するように構成されている、請求項４又は５記載の放射線画像システム。
7. 上記画像品質評価関数が整合性項及び正規化項を含み、誤差項は、上記変換された放射線画像、核放射線値、及び検出器座標によって決まり、かつ上記変換された放射線画像と核放射線値との間に一貫性を示し、但し、上記正規化項が少なくとも上記変換された放射線画像によって決まる、請求項４〜６のいずれか１項記載の放射線画像システム。
8. 上記核放射線検出器が、次元０、１又は２の検出器である、請求項１〜７のいずれか１項記載の放射線画像システム。
9. 下記工程を含む、元の放射線画像を更新する方法：
   元の放射線画像を三次元の放射線画像として取得する工程（Ｓ２、Ｓ３）；
   その後、核放射線値を得るための、可変パスに沿って自由に移動可能な核放射線検出器により核放射線を測定する工程（Ｓ４）；
   基準座標系に対して追跡した放射線検出器の位置を示す検出器座標が得られるように、核放射線を測定しながら核放射線検出器を追跡する工程；
   検出器座標のそれぞれに対する核放射線値を割り当てる工程（Ｓ５）；
   元の放射線画像に更新ルールを適用することにより、更新された三次元放射線画像を生成する工程であって、上記更新ルールが、核放射線値及び検出座標に基づいて元の放射線画像を変換する工程（Ｓ６）。