JP2004512512A

JP2004512512A - 特徴が強調された透過撮像を用いた核撮像のシステム及び方法

Info

Publication number: JP2004512512A
Application number: JP2002537193A
Authority: JP
Inventors: ガグノン，ダニエル
Original assignee: フィリップス　メディカル　システムズ　（クリーヴランド），インコーポレイテッド
Priority date: 2000-10-25
Filing date: 2001-10-09
Publication date: 2004-04-22
Also published as: WO2002034136A3; US6628983B1; EP1264197A2; WO2002034136A2

Abstract

複数の部分範囲へ分割される決められたエネルギースペクトルを有する放射線が透過され、透過放射線が検出され（２０ａ−２０ｃ）適当なエネルギー部分範囲へソートされる（４８）。透過画像表現は各データ部分範囲に対して再構成され（５２ａ−５２ｎ）重み係数が割り当てられ（６４ａ−６４ｎ）、割り当てられた重みに従って結合されたときに強調された画像（７２，７４，７６）を与える。多数の透過画像もまた等しい重みで結合され、エミッションデータを補正する減衰補正係数（８０）が発生される。補正されたエミッション画像は、例えば機能エミッション画像を構造的な特徴に対して位置を見つけるために、特徴が強調された構造的な画像のうちの１つと結合される。また、特徴が強調された構造的な画像は、エミッション画像（８６）を例えば断層撮影法といった他の撮像方式からの画像と位置合わせするために使用されることが望ましい。

Description

【０００１】
［発明の背景］
本発明は、概して核医学の技術に関連する。本発明は、放射型（エミッション）断層撮影及び透過型断層撮影を用いた核撮像技術及び装置に適用される。本発明について、本願では主にポジトロン・エミッション断層撮影（ＰＥＴ）及びシングル・フォトン・エミッション・コンピュータ断層撮影（ＳＰＥＣＴ）を参照して説明するが、本発明は被検体又は患者が伝達された放射線で検査される他の非介入型検査技術及び他の診断方法にも適用されうる。
【０００２】
診断のための核イメージングは、被検体中の放射性核種の分布を調べるために使用される。一般的に、１以上の放射性医薬品又は放射性同位体が被検体に注入される。放射性医薬品は、一般的には、循環系を撮像するために又は注入された放射性医薬品を吸収する特定の器官を撮像するために被検体の血流に注入される。ガンマカメラ又はシンチレーションカメラ検出器ヘッドは、放射された放射線を監視し記録するために被検体の表面に隣接して配置される。ＳＰＥＣＴ撮像では、コリメータは一般的に検出器ヘッド上に配置される。ＰＥＴ撮像では、同時入射（ｃｏｉｎｃｉｄｅｎｃｅ）検出器は、２つの逆方向に配置されたヘッド上で放射線を同時に受け取ることに関する事象を検出する。検出器ヘッドは、複数の方向から放射された放射線を監視するために被検体の回りで回転又は調節される。多くの方向からの監視される放射線データは、被検体中の放射性医薬品の分布の３次元画像表現へ再構成される。このような画像は、一般的には機能及び代謝の情報を与える。
【０００３】
ポジトロン・エミッション断層撮影（ＰＥＴ）は、^１８Ｆ−フルオロデオキシグルコース（ＦＤＧ）といった陽電子を放出する放射線医薬品が被検体の体の中へ導入される核医学の分野である。放出された陽電子は夫々、電子と消滅（ａｎｎｉｈｉｌａｔｉｏｎ）事象として知られる反応を起こし、それにより１対の５１１ｋｅＶガンマ線を発生する。ガンマ線は、略１８０°離れた方向で、即ち互いに反対の方向に放出される。
【０００４】
一対の検出器は、夫々のガンマ線の位置及びエネルギーを登録し、それにより消滅事象、従って、陽電子の源の位置に関する情報を与える。ガンマ線は互いに反対の方向に進行するため、陽電子の消滅は検出されたガンマ線を接続する同時入射線に沿って生ずるといわれる。多数のかかる事象は収集され、臨床上有用な画像を再構成するために使用される。
【０００５】
臨床用の陽電子消滅撮像のためのエネルギースペクトルは、一般的には５１１ｋｅＶにおける光電ピークによって特徴付けられる。同様に、コンプトン散乱された放射線は、コンプトンエッジと同じほど高い範囲のエネルギーを有するカウントに寄与する。同時入射（ｃｏｉｎｃｉｄｅｎｃｅ）イメージングでは、デュアル・エネルギー・ウィンドウ検出方法が使用される場合がある。光電ピーク周辺のウィンドウとコンプトン領域の近傍のウィンドウが同定される。同時入射事象は、両方の検出器が光電ピークウィンドウ内で時間的に同時の事象を検出したとき、又は、一方の検出器が光電ピークウィンドウ内で事象を検出し同時に他方の検出器がコンプトンウィンドウ内で事象を検出する場合に数えられる。夫々の場合に、各事象が等しく重み付けされるよう事象とその位置について示すためにメモリ場所がインクリメントされる。両方の検出器がコンプトン事象を見つける事象は捨てられる。
【０００６】
シングル・フォトン・エミッション・コンピュータ断層撮影法（ＳＰＥＣＴ）は、被検体中の放射性核種の分布を調べるために用いられる他の核撮像技術である。一般的に、１以上の放射線医薬品が被検体に注入される。放射線医薬品は一般的には、循環系を撮像するために又は注入される放射線医薬品を吸収する特定の器官を撮像するために、被検体の血流に注入される。放出される放射線を監視し記録するために、ガンマカメラ又はシンチレーションカメラのヘッドは被検体の表面に近く隣接して配置される。ＳＰＥＣＴ撮像では、放出された放射線を複数の方向から監視するために一つ又は複数の検出器ヘッドが被検体の周りで回転又は調節される。多数の方向からの監視された放射線エミッションデータは、被検体の中の放射線医薬品の３次元画像表現へ再構成される。
【０００７】
ＰＥＴ及びＳＰＥＣＴといった核撮像技術の１つの問題は、放出している放射性核種とカメラヘッドの間の被検体の部分による陽電子の吸収及び散乱により結果として得られる画像に歪みが生ずることである。陽電子の減衰を補償するための１つの解法は、被検体全体に亘って均一な陽電子の減衰を想定することである。即ち、被検体は、放射線の減衰に関して完全に均質であると想定され、骨、軟組織、配等を区別しないことである。これにより、減衰の推定が被検体の表面の輪郭に基づいてなされることが可能となる。しかしながら、人間である被検体は、特に胸部では、均一な放射線減衰を生じさせない。
【０００８】
より正確な放射線減衰測定を得るために、透過型コンピュータ断層撮影技術を用いて直接的な測定が行われる。この技術では、放射線は放射線源から被検体を通って投射される。減衰されない放射線は、反対側の検出器によって受け取られる。放射線源及び検出器は、多くの角度を通ってエミッションデータと共に同時に又は逐次に透過（トランスミッション）データを収集するために回転される。この透過データは、従来の断層撮影アルゴリズムを用いて透過画像表現へ再構成される。透過画像表現からの被検体の放射線減衰性質は、エミッションデータ中の放射線減衰について補正するために使用される。
【０００９】
エミッション画像を、他の人体構造の細部に対して正確に位置決めすることが望ましい。これを行うことにより、核医用画像の診断上の精度は高められる。特に、核医用画像の正確な位置決めが外科的及び／又は放射線医学の計画のために又は病変の進行及び治療の効果の評価のために役立つ腫瘍学に分野においていうことができる。
【００１０】
透過データは、エミッション画像データの補正のために減衰補正係数を決定するのには非常に有効であるが、透過データ自体は一般的には理想的な解像度よりも低い。画像の粗さは、エミッション画像を人体構造の特徴に対して位置決めするときに不確実性を生じさせうる。
【００１１】
機能情報の位置を見つける１つの方法は、エミッション画像表現を、例えばＸ線コンピュータ断層撮影（ＣＴ）、磁気共鳴（ＭＲ）又は超音波画像表現といった人体構造上の又は構造上の細部を与える他の撮像方式を用いて生成された画像表現とマージすることである。異なる方式の画像を融合するとき、２つの画像の間の幾何学的な関係における全ての差異を補正するために、２つの画像の画像位置合わせが必要である。２つの画像の全てのずれは、融合された画像の診断上の価値を損なわせる。画像位置合わせは、多くの技術によって実行されえ、例えば、２回の検査の間に被検体の人体構造に対して一定の関係であることが知られている離散した外来的な又は内在的なランドマークを用いること、及び、画像の外部表面の数値モデルを構築するために３次元表面識別アルゴリズムを使用することによって行われる。このような技術は、画像が重畳されること又は融合されることを可能とするよう画像表現のうちの一方又は両方を平行移動、回転、及び、縮尺を変えることによって、互いに対して整列され方向付けられることを可能とする。しかしながら、核医用エミッション画像中に構造的な細部がないこと及び典型的な透過画像の解像度が低いことにより、核医用画像を異なる方式の画像と結合するときにかなりの不確実性が残りうる。しかしながら、一般的に、多数の方式でスキャンを行う場合は、不便さ、費用、多数回のスキャンが必要とされる。
【００１２】
ＣＴのような装置とガンマカメラを組み合わせる撮像装置は周知である。このような装置は、核医用画像データ及びＣＴ画像データの相関された捕捉を用いることによりスキャン時間を減少させうる。しかしながら、このような組み合わされた装置は、費用と記号論理上の理由から核医用画像の位置決めの問題に対する最適な解決策とは程遠いものである。また、異なる方式が単一の装置上に組み合わされたとしても、この種類の装置は従来のアプローチを保ったままであり、減衰の補正の必要性と、正確な核医用画像の位置決めの必要性とを別々に扱う。
【００１３】
透過画像の画質は、カウント数を増加させること、即ち、源の放射線の量を増加させること、撮像時間を増加させること、又はその両方によって高められる。しかしながら、源の放射線の量を高めることは、費用と遮蔽の要件を増加させるという不利点がある。撮像時間を増加させることは、一般的には患者の扱いの理由から望ましくない。また、源の放射線の量を増加させること、及び、撮像時間を増加させることの両方は、被検体によって受け取られる放射線の線量を望ましくなく増加させる。
【００１４】
従って、本発明は、上述の問題及び他の問題を解決する新規な改善された核医用撮像方法に関する。
【００１５】
［発明の概要］
本発明の第１の面によれば、診断のための撮像方法は、決められたエネルギースペクトルで被検体を通じて放射線を透過させ、被検体を横切った透過放射線を、透過放射線検出器ヘッド位置又は透過放射線軌跡及びエネルギーを示す電子透過データへ変換する。エネルギーデータを用いて、透過軌跡データは複数のエネルギーウィンドウへソートされ、各ウィンドウ中の透過軌跡データは対応する電子透過画像表現へ再構成される。電子透過画像表現は夫々重み付けされ、重み付けされた透過画像表現は結合される。
【００１６】
他の面では、ガンマカメラは、選択されたエネルギー範囲で放射線を発生する透過放射線源を含む。検出器は、撮像されるべき被検体の中から放出されるエミッション放射線と、撮像されるべき被検体を横切り撮像されるべき被検体によって減衰される透過放射線とを検出する。検出器は、位置又は軌跡及びエネルギーデータを発生する。検出された透過放射線を選択されたエネルギー範囲内の複数のエネルギーの部分範囲に従ってソートするエネルギー弁別回路は検出器に接続される。エネルギー弁別回路に接続される電子記憶媒体は、複数のエネルギー部分範囲に従ってエネルギー毎にまとめられるデータを含む複数の透過データ部分集合を記憶する。少なくとも１つの再構成プロセッサは、電子記憶媒体に接続され、複数のデータ部分集合の夫々に対する透過データ表現を発生する。再構成プロセッサに接続される結合プロセッサは、透過画像表現を重み付けし、複数の重み付けされた画像表現を生成し、重み付けは各重み付けされた画像表現の中で少なくとも１つの選択された特徴が強調されるよう選択される。
【００１７】
他の面では、画像生成方法は、複数のエネルギーレベルでガンマ線を放出し、放出されたガンマ線を、ガンマ線の透過を減衰する撮像されるべき被検体を通るよう方向付け、エミッションエネルギーレベルを含むエネルギー範囲を決める段階を含む。エネルギー範囲は複数のエネルギー部分範囲へ分割され、被検体を通過し決められた範囲内にあるガンマ線が検出される。検出器ヘッド位置又は軌跡及び検出されたガンマ線のエネルギーが決定され、この情報は、検出されたガンマ線の決定されたエネルギーに基づいて複数の画像データ部分集合へ記録され、各画像データ部分集合はエネルギー部分範囲のうちの１つに対応する。検出、決定、及び記録の段階は、複数の透過された光線について繰り返される。画像データ部分集合は、（１）被検体の異なる組織種類の間の減衰の変動をエネルギーの関数として表わしたもの、及び、（２）被検体の各組織種類における減衰の変動をエネルギーの関数として表わしたもの、のうちのいずれか又は両方を決定するために比較される。決定された減衰変動に基づいて、重み係数は画像データ部分集合の夫々に対して割り当てられ、画像データ部分集合はそれらに割り当てられた重み係数に従って結合され、重み付けされた画像データ集合が生成され、重み係数は重み付けされた画像データ集合中の少なくとも１つの構造的な特徴が強調されるよう割り当てられる。重み付けされた画像データ集合を表わす特徴が強調された透過画像表現が発生される。
【００１８】
本発明の１つの利点は、撮像時間を増加させることなく、また、放射線源の放射線の量を増加させることなく、人体構造の細部が強調された透過画像が与えられることである。
【００１９】
他の利点は、透過画像データが、エミッション画像データの減衰補正のための正しいフォーマットに維持されることである。
【００２０】
本発明の他の利点は、エミッション画像表現を異なる方式の画像表現に対してより良く位置合わせするために強調された透過画像データを与えることである。
【００２１】
本発明の更なる利点及び利益については、当業者によれば望ましい実施例の以下の詳細な説明を読み理解することによって明らかとなろう。
【００２２】
［発明の詳細な説明］
本発明は、種々の構成要素及び構成要素の配置と、種々の段階及び段階の配置の形をとりうる。図面は、望ましい実施例を例示するためだけのものであり、本発明を制限するものではない。
【００２３】
図１及び図２を参照するに、診断用撮像装置は、テーブル又はカウチといった、検査及び／又は撮像されるべき被検体１２を支持する被検体支持部１０を含む。図１及び図２に示す実施例は、ＰＥＴモード及びＳＰＥＣＴモードの両方で撮像を行うことが可能なガンマカメラシステムとして実施されうるが、これに限られるものではない。或いは、図１及び図２の実施例は、専用のＰＥＴガンマカメラシステム及び専用のＳＰＥＣＴガンマカメラシステムとして実施されうる。被検体１２には、１以上の放射線医薬品又は放射線同位体が注入され、そこからエミッション放射線が放出されるようにされる。任意に、被検体支持部１０は、例えば関心体積が中心となるよう、被検体１２が所望の高さで中心となるよう、選択的に高さが調整可能である。第１の又は静止ガントリー１４は、回転するガントリー１６を回転可能に支持する。回転するガントリー１６は、被検体受容開口１８を画成する。或る実施例では、第１のガントリー１５は、被検体１２の関心領域を被検体受容開口１８の中で選択的に位置決めするよう、被検体支持部１０に沿って長手方向に動かされる。或いは、被検体支持部１０は、被検体受容開口１８の中で被検体１２の所望の位置決めを達成するよう前進又は後退される。
【００２４】
検出器ヘッド２０ａ，２０ｂ，及び２０ｃは、回転するガントリー１６上で個々に位置決め可能である。検出器ヘッド２０ａ−２０ｃは、被検体受容開口１８の周りを、また受容されたときは被検体１２の周りを、回転するガントリー１６の回転と共に一つのまとまりとしても回転する。検出器ヘッド２０ａ−２０ｃは、被検体からの距離及び回転するガントリー１６上の間隔を変化させるために、半径方向上、円周方向上、及び、横方向に調整可能である。モータ及び駆動組立体といった別個の並進装置２２ａ，２２ｂ，及び２２ｃは、被検体受容開口１８に対して接線方向に直線状の軌道又は他の適当な案内部に沿って検出器ヘッドを半径方向上、円周方向上、及び横方向に個々に並進させる。
【００２５】
各検出器ヘッド２０ａ−２０ｃは、被検体受容開口１８に対向する放射線受け取り面を有する。各ヘッドは、入射する放射線に応じて閃光又は光子を放出する大きいドープされたヨウ化ナトリウム結晶といったシンチレーション結晶を含む。光電子増倍管のアレイは、閃光を受け取り、これらを電気信号ｘ、ｙ、ｚへ変換する。分解回路は、各閃光のｘ、ｙ座標と入射する放射線のエネルギーとを分解する。即ち、放射線はシンチレーション結晶に当たり、シンチレーション結晶にシンチレーションを生じさせ、即ち、放射線に応じて光子を放出させる。光子は光電子増倍管によって受け取られ、光電子増倍管の相対的な出力は処理及び補正され、（ｉ）各放射線事象が受け取られる検出器ヘッド上の位置座標、及び、（ｉｉ）各事象のエネルギーを示す出力信号が発生される。エネルギーは、マルチプル・エミッション放射線源、漂遊及び２次エミッション放射線、散乱放射線、透過放射線といった様々な種類の放射線を区別するため、及び雑音を排除するために使用される。ＳＰＥＣＴイメージングでは、投影画像表現は、検出器ヘッド上の各座標において受信される放射線データによって決められる。ＰＥＴイメージングでは、検出器ヘッドの出力は、２以上のヘッドでの一致する（ｃｏｉｎｃｉｄｅｎｔ）放射線事象について監視される。ヘッドの位置及び向きと、同時入射放射線が受け取られた面上の位置から、ピーク検出点の間の光線が計算される。この光線は、放射線事象が生じた線を決める。次に、ヘッドの多数の角度的な向きからの放射線データは、関心領域の体積的な画像表現へと再構成される。
【００２６】
ＳＰＥＣＴイメージングでは、検出器ヘッド２０ａ−２０ｃは、夫々が検出器ヘッド２０ａ−２０ｃの放射線受け取り面に着脱可能に取り付けられた機械的なコリメータ２４ａ、２４ｂ、及び２４ｃ（図２）を含む。コリメータは、検出器ヘッド２０ａ−２０ｃが選択された撮像手順に従って選択された光線に沿って進行しない放射線を受け取らないよう防止するリード羽根のアレイ又はグリッドを含む。このようにして、各角度的な位置に置いて各検出器ヘッドはコリメータによって画成される光線に沿って投影画像を形成する。ＰＥＴイメージングでは、検出器ヘッド上にコリメータが設けられていないＳＰＥＣＴカメラが使用されうる。
【００２７】
特に図１を参照するに、本発明によるＰＥＴイメージングのための形態で核医用撮像装置が示される。図示される実施例では、検出器ヘッドのうちの２つ、例えば２０ａ及び２０ｃは対向する関係で受容開口１８の対向する側となるよう回転するガントリー１６上に配置される。検出器２０ａ及び２０ｃの受け取り面は、同時入射エミッションのカウントを受け取る略平行な平面上に整列されることが有利である。透過放射線源３０ａは、第１の検出器ヘッド２０ａ又は回転するガントリー１６に取り付けられ、放射線源３０ａからの透過放射線が、放射線源３０ａから被検体受容開口を挟んで向かい側に配置される検出器ヘッド２０ｂへ向けられこれによって受け取られるよう平行ビームへコリメートされる。このようにして、２つの検出器ヘッド、例えば、２０ａ及び２０ｃは、エミッション放射線を検出するために使用され、第３のヘッド、例えば２０ｂは、透過放射線を検出するために使用される。
【００２８】
図１に示される形態は、例示のためにのみ示すものであり、多くの他の形態が考えられることが理解されよう。例えば、本発明は、例えば検出器ヘッド２０ｂがない２ヘッドガンマカメラに対して、又は、３つの検出器ヘッドのうちの１つ、例えば検出器ヘッド２０ｂが使用されない３ヘッド検出器ヘッドシステムに適用される。このような場合、１つ（又はそれ以上）の透過放射線源は、被検体受容開口１８を通りエミッション放射線を受け取る対向する検出器によって受け取られるよう配置され、エミッション放射線と透過放射線は夫々のエネルギーに基づいて区別される。同様に、４つ以上の検出器ヘッドを含むガンマカメラシステムもまた考えられる。
【００２９】
消滅放射線事象は、両方のヘッドでの同時のシンチレーションを同定し、各ヘッド上のｘ、ｙ座標及び各ヘッドの角度的な向きを位置センサ４２から光線プロセッサ４４へ渡す同時入射検出器４０によって同定される。同時入射ではなく積み重なったイベントは捨てられる。光線プロセッサは、各ヘッド上のシンチレーションのｘ、ｙ座標及びエミッションメモリ４６に記憶されたヘッドの位置から各同時入射事象に対応する軌跡又は光線を同定する。透過放射線源３０ａからの透過放射線は、相対的なエネルギーｚ_ｂに基づいてソータ４８によってソートされ、複数の透過メモリ５０ａ−５０ｎに記憶される。各メモリは予め選択されたエネルギー範囲又は帯域に対応する。
【００３０】
特に図２を参照するに、ＳＰＥＣＴイメージングに適した形態で３ヘッドの実施例が示される。装置は、回転するガントリー１６上に互いに離間して被検体受容開口１８の周りに配置される第１の検出器ヘッド２０ａと、第２の検出器ヘッド２０ｂと、第３の検出器ヘッド２０ｃとを含む。放射線源３０ａは、そこからの透過放射線３２ａが第２の検出器ヘッド２０ｂに向けられ受け取られるよう第１の検出器ヘッド２０ａに取り付けられる。放射線源３０ａは、望ましくは源において平行ビームへコリメートされる。任意の第２の放射線源３０ｂは、他の検出器ヘッド、例えば検出器ヘッド２０ｂに、そこからの透過放射線が対向する検出器ヘッド、例えば検出器ヘッド２０ｃに向けられ受け取られるよう同様に取り付けられてもよい。同様に、更なる実施例では、放射線源は全ての３つの検出器ヘッドに取り付けられうることが認識されるべきである。更なる実施例では、３つ以下の検出器ヘッドを有するシステム、例えば１ヘッド又は２ヘッドシステムが考えられる。同様に、４つ以上の検出器ヘッドを含むガンマカメラシステムも考えられる。シングル・フォトン・エミッション事象と、透過放射線源３０ａからの透過放射線は、相対的なエネルギーに基づいてソータ４８によってソートされ、夫々、エミッションメモリ４６と、複数の透過メモリ５０ａ−５０ｎに記憶される。
【００３１】
再び図１及び図２を参照するに、放射線源３０ａは、放射性線線源、望ましくは端において封止されている遮蔽された鋼鉄の円筒体３２ａ内に保持された放射性核種を含むことが望ましい。この形態では、放射性の源は、被検体受容開口を通る放射線ファンビームを発生する。放射線源は、関心体積のカバレッジを得るために検出器ヘッドと共に検査体積の周りをステップ駆動又は回転されうる。鋼鉄の円筒体は、透過源が使用されているときに後退させるために回動アーム機構３４ａを通って対応する検出器ヘッドに調整可能に取り付けられうる。或いは、放射線源３０ａは、棒状の源、点状の源、平坦な矩形の源、円盤状の源、又は均一平面源である。
【００３２】
放射線源３０ａは、比較的大きいエネルギー範囲に亘ってガンマ放射線を放出する。望ましい実施例では、複数の特定のエネルギー帯域を放出する単一の放射性同位体が使用されるが、異なるエネルギーレベルで放出する複数の放射性同位体を使用することも考えられる。特に望ましい実施例では、透過源３０ａは、放射性材料として^１３３バリウムを使用する。バリウム−１３３は、主に３５６ｋｅＶでガンマ放射線を放出するが、３８３ｋｅＶ及び３０３ｋｅＶでも放出し、従って比較的大きな有用なエネルギー帯域を与える。
【００３３】
例えば、光学式、機械式、又はオプトメカニカルの角度位置センサ４２は、回転可能なガントリー１６の位置、ヘッドの半径方向、接線方向、及び円周方向のシフト、従って、データ捕捉中に被検体受容開口１８の回りを回転するときの空間中での検出器ヘッド２０ａ−２０ｃの位置を検知又は調節する。記録されたヘッド位置は、記録されたエミッション及び透過データを被検体の座標へ変換するために使用される。
【００３４】
ソータ又はエネルギー弁別回路４８は、まず、検出されたエミッション事象の相対的なエネルギーに基づいて透過データから、捕捉されたエミッションデータ（図２）をソートする。次に、ソータは透過データをエネルギーセグメントへソートする（図１及び図２）。
【００３５】
エミッション事象に関連するエネルギー、例えばＰＥＴイメージングの陽電子消滅のための５１１ｋｅＶ、又は、ＳＰＥＣＴイメージングのための特定の放射線医薬品の特徴エミッションエネルギーを有する検出された事象の位置は、エミッションデータメモリ４６に記憶される。
【００３６】
上述のように、本発明において使用される透過放射線源３０ａは、比較的大きい利用可能なエネルギー帯域を与える。透過エネルギースペクトルは、透過エネルギースペクトルを網羅するｎの連続的なエネルギー帯域又はウィンドウへ分割され、但し、ｎは少なくとも２であり、望ましくは２乃至８である。検出された透過事象は、指定されたエネルギーウィンドウによってソートされ、ｎの透過メモリ５０ａ−５０ｎのうちの対応する１つの透過メモリに記憶される。例えば、望ましい実施例では、３０３ｋｅＶ、３５６ｋｅＶ及び３８３ｋｅＶで放出する等化放射線源として、^１３３ｂａが使用される。従って、約３００ｋｅＶ乃至約４００ｋｅｖのエミッションスペクトルがサンプリングされ、夫々がピークのうちの１つを中心とする、複数の、望ましくは３つの連続的なエネルギーウィンドウへ分割される。
【００３７】
透過放射線データは、まず、エミッションデータが収集されるとともに収集された画像へと処理されうるよう収集されることが望ましい。しかしながら、イメージング操作のエミッション捕捉部分及び透過捕捉部分は、決まった順序で行われる必要はない。更に、エミッション及び透過放射線データは同時に捕捉されうる。
【００３８】
複数の決められたエネルギーウィンドウに対応する各透過データメモリ５０ａ−５０ｎは、ｎの再構成プロセッサ５２ａ−５２ｎのうちの関連する再構成プロセッサに接続され、各再構成プロセッサはｎの透過画像メモリ５４ａ−５４ｎのうちの関連する透過画像メモリに接続される。或いは、単一の再構成プロセッサは、時分割式に全てのエネルギーウィンドウを再構成しうる。再構成プロセッサ５２ａ−５２ｎは、透過データメモリ５０ａ−５０ｎに記憶された透過データを再構成し、透過画像メモリ５４ａ−５４ｎの中に格納されるｎの透過画像表現を発生する。再構成処理は、収集の方式、検査の性質、使用されるコリメータの種類（例えば、ファン、コーン、平行ビーム、及び／又は他の方式）に従って変わりうる。メモリ５４ａ−５４ｎの中に入っている各透過画像表現は、画像結合プロセッサ又は回路６０を用いて結合される。制御回路６２は、メモリ５４ａ−５４ｎの中に入っているｎの透過画像表現の夫々に対して１つずつ、ｎの重み係数又は関数６４ａ−６４ｎを決定する。重み係数６４ａ−６４ｎは、結果として得られる画像表現中で強調されるべき選択された特徴又は組織の種類に従って決定される。加算回路６６は、決定された重み係数又は関数６４ａ−６４ｎに従って画像表現５４ａ−５４ｎのうちの幾つか又は全てを結合する。
【００３９】
重み付けされていない、又は、等しく重み付けされた結合された透過画像が発生され、例えば、メモリ５４ａ−５４ｎの中のｎの透過画像表現の夫々が等しい重みで加算又は平均化され、結合画像メモリ７０に記憶される。この等しく重み付けされた透過画像表現は、減衰係数メモリ８０に記憶された減衰補正係数を決定するために使用される。エミッションデータ補正プロセッサ８２は、減衰係数に従って各エミッションデータを補正する。例えば、それに沿ってエミッションデータが受け取られる各光線について、エミッション補正プロセッサ８２は、メモリ８０に記憶された透過減衰係数を通じて対応する光線を計算する。エミッションデータの各光線は、減衰係数を逆に用いてエミッションデータ補正プロセッサ８２によって重み付け又は補正される。補正されたエミッションデータは、体積エミッション画像メモリ８６に記憶される３次元エミッション画像表現を発生するためにエミッション放射線再構成プロセッサ８４によって再構成される。或いは、透過データ補正は、再構成処理の一部として実行される。ビデオプロセッサ１０４は、ビデオモニタ１０６上に人間が読むことができる対応する表示を発生するためにデータのうちの選択された部分を画像メモリ８６から取り消す。典型的な表示は、再投影、選択されたスライス又は表面、表面レンダリング等を含む。
【００４０】
メモリ５４ａ−５４ｎに入っているｎの透過画像表現の等しく重み付けされ和又は平均を発生することに加え、重み係数又は関数を変化させることにより１以上の特徴が強調された画像表現も発生される。重み係数又は関数６４ａ−６４ｎは、（１）透過源材料のエネルギーの関数として変化する、撮像される体積中に一般的に存在する３つの組織の種類（即ち、骨、軟組織、及び空気（肺））の夫々の減衰特徴と、（２）透過源材料のエネルギーの関数としての各組織の種類、例えば骨及び難組織の減衰の差に従って決定される。複数のエネルギーウィンドウに対応する複数の透過画像表現の間の差を調べることにより、結果として得られる画像中の或る構造的な特徴を強調するようｎの透過画像表現が結合されることを可能とする重み係数又は関数が決定されうる。従って、メモリ５４ａ−５４ｎに記憶される複数の透過画像データ集合は統計的に分析され、選択された組織の種類を強調する重み係数が決定される。
【００４１】
１以上の特徴が強調された画像表現、例えば軟組織が強調された、骨が強調された、及び／又は、空気が強調された画像表現が発生され、夫々、メモリ７２、７４及び／又は７６に記憶される。或る実施例では、組織が強調された画像表現が発生される。他の実施例では、骨が強調された画像表現が発生される。更なる他の実施例では、空気が供給された肺の境界を示す空気が強調された画像表現が発生される。任意に、強調された画像はエミッションデータを補正するために使用されうる。複数の特徴が強調された画像表現が発生されると、画像選択制御部９０は、操作者がメモリ７２、７４、及び７６から強調された透過画像表現のうちの１つを選択し、補正されたエミッション画像表現と融合されることを可能とする。結合回路又はプロセッサ９２は、エミッション又は機能画像と、選択された特徴が強調された投影画像データからの人体構造上の又は構造上の特徴を示す結合画像表現を生成する。これは、機能エミッション画像の特徴、例えば病巣が、特徴が強調された透過画像中に示される構造的な特徴を用いて被検体の人体構造に対して位置が見つけられることを可能とする。融合された画像表現は、メモリ９４の中に記憶される。ビデオプロセッサ１０４は、ビデオモニタ１０６上に対応する人間が読み取ることが可能な表示を発生するために、データのうちの選択された部分を結合画像メモリ９４から取り消す。幾つかの実施例では、画像選択制御部９０は、表示のための特徴が強調された透過画像表現をエミッション画像と結合させることなく選択することを可能とし、それによりＣＴのような機能を与える。
【００４２】
ここで図３を参照するに、エミッション画像表現が特徴が強調された透過画像表現と結合される方法を概略的に示すフローチャートが示される。方法は、上述のように、エミッションデータ及び透過データの初期捕捉（ステップ３００及び３０２）を含む。透過データは、記録された透過事象のエネルギーに基づきｎのエネルギーウィンドウへソートされ（ステップ３０４）、ｎは２以上の整数であり、望ましくは２乃至約８であり、最も望ましくは３である。重み付けされていない透過画像表現は、各エネルギーウィンドウから透過データを再構成し、結果として得られる画像表現の重み付けされていない和又は平均をとることによって発生される（ステップ３０８）。重み付けされていない透過画像表現は、エミッション画像データのための減衰補正係数を発生するために使用される（ステップ３１２）。エミッション画像表現は、計算された減衰補正係数を使用して再構成される（ステップ３１６）。ｎのエネルギーウィンドウからの再構成された透過画像表現の加重和又は加重平均は、上述のように、特徴が強調された透過画像表現を与えるために使用される（ステップ３２０）。再構成されたエミッション画像表現及び特徴が強調された透過画像表現は重畳される（ステップ３２４）。
【００４３】
図１及び図２を再び参照するに、画像位置合わせプロセッサ１０２は、エミッション画像表現６を例えばＣＴ、ＭＲ、又は超音波画像表現といった他の撮像方式から捕捉されるディジタル画像表現１００と位置合わせする。望ましい実施例では、他の方式の画像表現１００はＣＴ画像表現である。共通の構造的な特徴は、メモリ７２、７４、又は７６に保存された強調された透過画像表現のうちの１つと、他の方式の画像表現１００との中で検出される。検出された共通の特徴は、機能画像表現８６を、例えば適当な回転、平行移動、及び拡大縮小係数を計算することによって、他の方式の画像表現１００にマップ又は相関させるために使用される。構造的又は人体構造的な特徴、例えば、空気境界、軟組織特徴、及び骨の構造は、対応する強調された画像表現の中でより正確に表現されるため、本発明により強調された透過画像を使用することにより、エミッション画像表現を他の方式の画像表現に対してより正確に位置合わせすることができる。望ましい実施例では、エミッション画像表現８６を他の方式の画像表現１００と位置合わせするために骨が強調された画像表現７６が使用される。位置合わせの後、結合器９６は、位置合わせされたエミッション画像表現及び他の方式の画像表現を融合又は重畳し、結果として得られる融合された画像表現はメモリ８８に記憶される。ビデオプロセッサ１０４は、データのうちの選択された部分を結合画像メモリ９８から取り出し、ビデオモニタ１０６上に対応する人間が読むことができる表示を発生する。
【００４４】
ここで図４を参照するに、位置合わせを行うために本発明による特徴が強調された透過画像表現を用いて、エミッション画像表現が他の撮像方式からの画像表現と位置合わせされるフローチャートが示される。方法は、上述のように、エミッションデータの初期捕捉（ステップ４０２）と、透過データの初期捕捉（ステップ４００）を含む。画像データは、他の撮像方式から捕捉され（ステップ４０３）、画像表現を形成するよう再構成される（ステップ４０６）。透過データは、記録された透過事象のエネルギーに基づいてｎのエネルギーウィンドウへソートされ（ステップ４０４）、但し、ｎは２以上の整数であり、望ましくは２乃至約８である。重み付けされていない透過画像表現は、各エネルギーウィンドウから透過データを再構成し、結果として得られる画像表現の重み付けされていない和又は平均をとることによって発生される（ステップ４０８）。重み付けされていない透過画像表現は、エミッション画像データのための減衰補正係数を発生するために使用される（ステップ４１２）。エミッション画像表現は、計算された減衰補正係数を用いて再構成される（ステップ４１６）。ｎのエネルギーウィンドウからの再構成された透過画像表現の加重和又は加重平均は、上述のように、特徴が強調された透過画像表現を与えるために使用される（ステップ４２０）。特徴が強調された透過画像表現は、エミッション画像表現を他の方式の画像表現と位置合わせするために使用される（ステップ４２２）。他の方式の画像表現及びエミッション画像表現は重畳される（ステップ４２４）。融合された画像はディスプレイへ出力される（ステップ４２８）。
【図面の簡単な説明】
【図１Ａ】
本発明によるガンマカメラの第１の実施例を概略的に示す図の左半分であり、図１Ｂと合わせて図１となる図である。
【図１Ｂ】
本発明によるガンマカメラの第１の実施例を概略的に示す図の右半分であり、図１Ａと合わせて図１となる図である。
【図２Ａ】
本発明によるガンマカメラの第２の実施例を概略的に示す図の左半分であり、図２Ｂと合わせて図２となる図である。
【図２Ｂ】
本発明によるガンマカメラの第２の実施例を概略的に示す図の右半分であり、図２Ａと合わせて図２となる図である。
【図３】
本発明の１つの典型的な方法を示すフローチャートである。
【図４】
本発明の他の１つの典型的な方法を示すフローチャートである。

Claims

決められたエネルギースペクトルで被検体を通じて放射線を透過させる段階と、
上記被検体を横切った透過放射線を、透過放射線軌跡及びエネルギーを示す電子透過データへ変換する段階と、
上記エネルギーデータを用いて、上記透過軌跡データを複数のエネルギーウィンドウへソートする段階と、
各ウィンドウ中の上記透過軌跡データを対応する電子透過画像表現へ再構成する段階と、
上記各電子透過画像表現を重み付けする段階と、
上記重み付けされた透過画像表現を結合する段階とを含む、診断のための撮像方法。
放射線を放出する放射線同位体を被検体に注入する段階と、
上記被検体の中で放出されたエミッション放射線をエミッション放射線軌跡を示す電子エミッションデータへ変換する段階と、
上記電子エミッション軌跡データを電子エミッション画像表現へ再構成する段階とを更に含む、請求項１記載の方法。
上記電子エミッションデータ及び上記電子エミッション画像表現のうちの１つを上記重み付けされた透過表現で補正する段階を更に含む、請求項２記載の方法。
他の撮像方式を用いて、被検体の第１のアスペクトを明確に示す電子的な他の方式の画像表現を発生する段階と、
上記第１のアスペクトを強調するために上記電子透過画像表現を重み付けし、上記重み付けされた電子透過画像表現を結合することにより、結合され重み付けされた透過画像表現を生成する段階と、
上記結合され重み付けされた透過画像表現と上記他の方式の画像表現とを整列させる段階と、
上記エミッション画像表現と上記他の方式の画像表現とを結合する段階とを更に含む、請求項２又は３記載の方法。
（１）被検体の異なる組織種類の間の減衰の変動をエネルギーの関数として表わしたもの、及び、（２）被検体の各組織種類における減衰の変動をエネルギーの関数として表わしたもの、のうちのいずれか又は両方を決定するためにエネルギーウィンドウ中のソートされた透過軌跡データを比較する段階と、
上記決定された減衰の変動に基づいて、重み付けされた画像データ集合中の少なくとも１つの構造的な特徴を強調する重み係数を割り当てる段階と、
特徴が強調された透過画像表現を発生する段階とを更に含む、請求項１乃至４のうちいずれか一項記載の方法。
上記透過放射線は、バリウム−１３３放射線源から放出され、上記決められたエネルギースペクトルは約３００ｋｅＶ乃至約４００ｋｅＶの範囲であり、エネルギーウィンドウの数は２乃至８である、請求項１乃至５のうちいずれか一項記載の方法。
上記強調された構造上の特徴は、骨、軟組織、及び、空気を供給した肺組織からなる群から選択される、請求項５又は６記載の方法。
被検体に、特徴エネルギーレベルを有するガンマ放射線を放出するガンマ放射線放出放射性核種組成を投与する段階と、
被検体の中の放射性核種組成からのシングル・フォトン・エミッションを検出し、エミッション画像データを発生する段階と、
複数の透過画像データ部分集合を結合し、被検体の減衰マップを発生する段階と、
上記エミッションデータからエミッション画像表現を再構成する段階と、
上記再構成段階中に、上記透過画像データを使用して減衰を補償する段階と、
上記エミッション画像表現を上記特徴が強調された透過画像と結合し、重畳された画像表現を発生する段階とを更に含む、請求項５乃至７のうちいずれか一項記載の方法。
被検体に、陽電子放出放射線を発生する放射線医薬品組成を投与する段階と、
上記陽電子放出放射線から同時入射放射線事象を検出し、エミッション画像データを発生する段階と、
上記複数の透過画像データ部分集合を結合し、被検体の減衰マップを発生する段階と、
上記減衰マップを用いて上記エミッション画像データを補正し、補正されたエミッション画像データを発生する段階と、
上記補正されたエミッション画像データからエミッション画像表現を再構成する段階と、
上記エミッション画像表現を上記特徴が強調された透過画像表現と結合し、重畳された画像表現を発生する段階とを更に含む、請求項５乃至７のうちいずれか一項記載の方法。
被検体に、特徴エネルギーレベルを有するガンマ放射線を放出するガンマ放射線放出放射性核種組成を投与する段階と、
被検体の中の放射性核種組成からのエミッションを検出し、エミッション画像データを発生する段階と、
上記複数の透過画像データ部分集合を結合し、被検体の減衰マップを発生する段階と、
上記エミッション画像データからエミッション画像表現を再構成する段階と、
上記減衰マップを用いて上記エミッション画像データ及び上記エミッション画像表現のうちの１つを補正する段階と、
Ｘ線コンピュータ断層撮影画像表現、磁気共鳴画像表現、及び、超音波画像表現から選択され、上記エミッション画像表現と少なくとも部分的に同じ広さに広がる他の方式の画像表現からの画像表現を与える段階と、
上記特徴が強調された透過画像表現及び上記他の方式の画像表現の共通の構造的な特徴を同定する段階と、
上記同定された共通の構造的な特徴に基づいて上記補正されたエミッション画像表現及び上記他の方式の画像表現を相関及び整列させる段階と、
上記エミッション画像表現を上記他の方式の画像表現と結合し、重畳された画像表現を発生する段階とを更に含む、請求項１、５、６、７、８及び９のうちいずれか一項記載の方法。
上記特徴が強調された透過画像表現は、骨が強調された画像表現である、請求項５乃至１０のうちいずれか一項記載の方法。
選択されたエネルギー範囲で放射線を発生する透過放射線源と、
撮像されるべき被検体の中から放出されるエミッション放射線と透過放射線源からの放射線を減衰する被検体を横切った透過放射線とを検出し、位置及びエネルギーデータを発生する検出器と、
上記検出器に接続され、検出された透過放射線を上記選択されたエネルギー範囲内の複数のエネルギーの部分範囲に従ってソートするエネルギー弁別回路と、
上記エネルギー弁別回路に接続され、複数のエネルギー部分範囲に従ってエネルギー毎にまとめられるデータを含む複数の透過データ部分集合を記憶する電子記憶媒体と、
上記電子記憶媒体に接続され、上記複数のデータ部分集合の夫々に対する透過データ表現を発生する少なくとも１つの再構成プロセッサと、
上記再構成プロセッサに接続され、上記透過画像表現を重み付けし結合し、少なくとも１つの重み付けされた画像表現を生成し、重み付けは各重み付けされた画像表現の中で少なくとも１つの選択された特徴が強調されるよう選択される結合プロセッサとを含む、ガンマカメラ。
上記重み付けされた画像表現を人間によって可視の画像へ変換する表示システムを更に含む、請求項１２記載のガンマカメラ。
上記透過放射線源はバリウム−１３３であり、上記決められたエネルギー範囲は約３００ｋｅＶ乃至約４００ｋｅＶの範囲であり、エネルギーの部分範囲の数は２乃至８である、請求項１２又は１３記載のガンマカメラ。
上記結合プロセッサは、更に、（１）被検体の異なる組織種類の間の減衰の変動をエネルギーの関数として表わしたもの、及び、（２）被検体の各組織種類における減衰の変動をエネルギーの関数として表わしたもの、のうちのいずれか又は両方を決定するために複数の透過画像表現を比較し、上記決定された減衰の変動に基づいて、上記複数の画像表現の夫々に対し重み係数を割り当てる、請求項１２乃至１４のうちいずれか一項記載のガンマカメラ。
上記エミッションデータを上記重み付けされた画像表現を用いて補正し、少なくとも１つの画像再構成プロセッサを用いてエミッション画像表現へ再構成するために補正されたエミッション画像データを発生するエミッションデータ補正プロセッサと、
上記エミッション画像表現を記憶するメモリとを含む、請求項１２乃至１５のうちいずれか一項記載のガンマカメラ。
上記補正されたエミッション画像表現と少なくとも部分的に同じ広さに広がる他の方式の画像表現からの画像表現を記憶するメモリと、
上記重み付けされた透過画像表現のうちの一つと上記他の方式の画像表現の共通の構造的な特徴を同定し、上記補正されたエミッション画像表現及び上記他の方式の画像表現を上記同定された共通の構造的な特徴に基づいて相関及び整列させる位置合わせプロセッサと、
上記エミッション画像表現を上記他の方式の画像表現と結合し、重畳された画像表現を発生する画像結合器とを更に含む、請求項１２乃至１６のうちいずれか一項記載のガンマカメラ。
上記補正されたエミッション画像表現、上記重み付けされた画像表現、及び、上記重畳された画像表現の操作者によって選択された部分を表示フォーマットへフォーマットするビデオプロセッサと、
上記表示フォーマットの部分を操作者によって選択される表示へ変換するモニタとを更に含む、請求項１２乃至１７のうちいずれか一項記載のガンマカメラ。
複数のエネルギーレベルでガンマ線を放出する透過容赦線源からの放射線を上記ガンマ線の透過を減衰する撮像されるべき被検体を通るよう方向付ける段階と、
複数のエネルギーレベルを含むエネルギー範囲を決め、上記エネルギー範囲を複数のエネルギー部分範囲へ分割する段階と、
上記被検体を通過するガンマ線の位置及びエネルギーを検出し、位置及びエネルギー情報を捕捉する段階と、
上記位置及びエネルギー情報を、夫々が上記エネルギー部分範囲のうちの１つに対応する複数の画像データ部分集合へソートする段階と、
複数の透過された光線に対して検出及び記録の段階を繰り返す段階と、
（１）被検体の異なる組織種類の間の減衰の変動をエネルギーの関数として表わしたもの、及び、（２）被検体の各組織種類における減衰の変動をエネルギーの関数として表わしたもの、のうちのいずれか又は両方を決定するために画像データ部分集合を比較する段階と、
上記決定された減衰変動に基づいて、上記画像データ部分集合の夫々に対して重み係数を割当て、上記画像データ部分集合をそれらに割り当てられた重み係数に従って結合し重み付けされた画像データ集合を生成し、上記重み係数は上記重み付けされた画像データ集合中の少なくとも１つの構造的な特徴が強調されるよう割り当てられる段階と、
上記重み付けされた画像データ集合を表わす特徴が強調された透過画像表現を発生する段階とを含む、画像生成方法。