JP2005532137A - 画像の情報内容を向上する方法及びシステム - Google Patents

Abstract

本発明は、動く対象の画像の情報内容が向上される方法に関連する。本発明はまた、かかる方法が実行されうるシステム、並びに、データ処理ユニットにかかる方法を実行させることを可能とするコンピュータプログラムに関連する。方法は、医用撮像システムの分野において特に使用される。本発明の方法によれば、まず、動く対象の第１の画像は第１の撮像方法によって捕捉され、この画像は対象の動きによって生ずるアーティファクトを含む。第２の撮像法によって捕捉され、動きの夫々の動き状態において対象を表わす２つの更なる画像から、画像処理又は画像形成段階において異なった方法で行われる動きモデルが形成され、第１の画像、又は、第１の画像及び２つの更なる画像から形成される組合せ画像が向上される。

Description

本発明は、動く対象の画像の情報内容を向上する方法に関連する。本発明はまた、この種類の方法が実行されるシステム、及び、データ処理ユニットにかかる方法を実行させることを可能とするコンピュータプログラムに関連する。この方法は、医用撮像システムの分野で特に使用される。

この種類の方法は、動く対象の画像が形成されるべきいかなる場合においても適用され、これらの画像はしばしば回避することができない動きアーティファクトを含む。結果として、対象は、通常はぼけて画像化され、従って観察者にとっては対象に関する不適切な情報を提供するだけである。動きアーティファクトは、特に、動く対象のスライス画像又は体積画像の場合は、利用可能でない画像をしばしば生じさせる。

非特許文献１は、組合せ画像を形成するよう、ＰＥＴ法により取得され再構成され、動きアーティファクトを含む動く対象の画像が、ＣＴ法により取得され再構成された動く対象の更なる画像に重畳される方法を開示する。組合せ画像は、２つの個々の画像の、両方の画像に含まれる重大な相互間の類似性の情報を用いた特別な位置合わせによって形成される。ＰＥＴ画像は、物理的な状況のため、開示される方法では考慮に入れられておらず位置合わせ中に問題を生じさせるはっきりとした動きアーティファクトを含む。
ディー・マット（D. Mattes）外、「Nonrigid multimodality image registration」、Medical imaging 2001: Image Processing, Proceedings of SPIE, 第４３２２巻、（２００１年）

本発明は、動きアーティファクトを含む画像の情報内容を高めることを目的とする。

この目的は、本発明によれば、動く対象の動きアーティファクトを含む第１の画像から導出されうる画像内容を向上させる方法であって、
（ａ）出来る限り少ない動きアーティファクトを伴って夫々の動き状態での対象を表わす２つの更なる画像を用いる段階と、
（ｂ）２つの動き状態間で動きを行っている間に対象によってとられる動き状態を特徴付ける動きモデルを決定する段階とを含む方法によって達成される。第１の画像は、投影から再構成されねばならないかもしれない。

対象の動きによる動きアーティファクトを含む動く対象の第１の画像がある。動きアーティファクトは、例えば、捕捉時間中により多く動いた対象ほど、対象は鮮鋭に画像化されないことの原因である。かかる動きアーティファクトは、捕捉に用いられる撮像方法の捕捉時間が動きと比較して長く、対象が捕捉中に動く場合に生じうる。「動き」という用語は、非常に広い意味で解釈されるべきである。対象は、例えば、非常に複雑な自然な動き（人間の心臓）又は単に線形の均一な動き（一定の速度で回転する球面）を行いうる。

更に、対象の少なくとも２つの更なる画像が必要とされる。これらの画像は夫々、対象の動きの夫々の状態を表わし、出来る限り動きアーティファクトがなく、動きの２つの状態は、第１の画像の捕捉中に対象によって行われる動きから発生する。或いは、表わされる動きの２つの状態は、対象によって異なる時点に行われた動きから発生するものでありえ、第１の画像の捕捉中に対象によって行われた動きと少なくともおおよそ同じである。動き状態を出来るだけ少ないアーティファクトを伴って画像化するために、捕捉時間は一般的には動きの持続時間と比較して短い。

第１の画像の捕捉に使用されうる撮像法及び２つの更なる画像は同じものであっても異なるものであってもよい。全ての画像に対して共通の撮像方法が用いられる場合、第１の画像と２つの更なる画像の異なる特徴は、捕捉パラメータの異なる調整によって実現されうる。２つの異なる撮像法が用いられると、各撮像法は、対象の他の特徴を再現し、かかる異なった特徴の情報は、有利には後の段階において捕捉される。

また、動きの２つの状態間に動きを行っている間に対象がとる動き状態を特徴付ける対象の動きの動きモデルが決定される。特に、対象の複雑な自然な動きの場合、対象の個々の部分は動きの実行中に異なって動き、例えば、対象のいくつかの部分は短い距離だけ進行するのに対して、他の部分は長くおそらくは曲がった経路を辿る。動きの２つの状態のうちの一方から開始して、動きモデルは、一方の動き状態から他方の動き状態への動き中に対象の異なる部分の動作を示す。

このように対象の動きに関して得られる情報は、補足的な画像処理又は画像形成段階中に様々な方法で組み込まれることができ、より高い質の結果としての画像が得られる。

例えば、請求項１に記載のような本発明によるかかる捕捉的な段階は、
（ｃ）動きモデル及び２つの更なる画像から、対象が動きを行なったかのように少なくともおおよそ対象を表わす中間画像を形成する段階と、
（ｄ）中間画像及び第１の画像から組合せ画像を形成する段階とである。

形成される中間画像は、動きを行うかのように対象を表わす。このために、動きの２つの既知の状態から開始して、対象の動きは、動きモデルによって模倣され、中間画像は例えば重畳によりこの情報から形成される。このように再構成された中間画像は、第１の画像とほぼ同じ動きアーティファクトを伴って対象を表わす。

観察者は、第１の画像を、そこに含まれる動きアーティファクトに関わらず出来る限り少ない偽り（falsification）で見ることを望むことがあり、なぜならば情報は公知の画像処理法の間に失われうるからである。組合せ画像を形成するための中間画像と第１の画像の重畳は、一方では第１の画像が出来る限り少ない偽りで提示されること、他方では２つの更なる画像からの情報が、第１の画像の情報と直接組み合わされうるよう中間画像中に準備されること、という利点を与える。

組合せは、様々な方法で行われうる。例えば、２つの画像は加法的に重畳されえ、それにより個々の画像の関連のある情報は全体画像上に表示される。組合せ画像の可変的な分割は、更なる可能性を与え、それにより組合せ画像の一部は中間画像によって表わされ、他の部分は第１の画像によって表わされる。対象の詳細が中間画像によって一回表わされ、第１の画像によって一回表されるよう、観察者は、２つのサブ領域間の境界を動かすことができる。或いは、サブ領域は、ウィンドウによって分割されるよう表示されえ、ウィンドウは制御ユニットにより組合せ画像に亘って変位可能である。組合せ画像を形成する簡単な方法は、中間画像及び第１の画像を、２つの画像が観察者に対して同時に提示されるよう、互いに隣接して配置することを含む。

請求項２に記載の更なる補足的な段階は、
（ｃ）第１の画像を動きモデルによってフォーカシングする段階とを含む。

フォーカシング中、動きアーティファクトは、第１の画像を表わす対象が観察者に対して鮮鋭に提示される程度に減少される。概して、対象の動きのいくつかの動き状態は画像中に重ね合わされた形で表わされるため、対象は観察者にとっては不鮮明に見える。動きの不鮮明さを伴って表わされた対象のフォーカシングのために、対象は動きの１つの動き状態のみで表わされ、残る動き状態との重畳は排除される。これは、鮮鋭でない表現をもたらす動きが分かっているときに可能である。第１の段階で決定される対象の動きの動きモデルは、対象の動きに関するこの情報を丁度含み、フォーカシングアルゴリズムはフォーカシングのために動きモデルからの情報を使用しうる。これは、１つの動き状態で（即ち鮮鋭に）対象を表わし、観察者にとっては第１の撮像法によって捕捉されたかのように見える画像を生じさせる。これは、特に、第１の撮像法が、例えば物理的な理由により、動く対象の鮮鋭な画像を捕捉することに適していないときに有利である。

第１の画像が、請求項３に従って投影から再構成される場合、以下の補足的な段階、すなわち、
（ｃ）動きモデル及び２つの更なる画像から、対象が動きを行なったかのように少なくともおおよそ対象を表わす中間画像を形成する段階と、
（ｄ）対象の投影及び中間画像から第１の画像を再構成する段階とがある。
がある。

この方法が用いられるためには、第１の画像の代わりに、動く対象の投影がまず利用可能であって、第１の画像が、例えばデータ処理装置によりこれらの投影から再構成されることが必要である。この種類の方法は、コンピュータ断層撮影法、磁気共鳴断層撮影法、又はポジトロン・エミッション断層撮影法といった医用スライス又は体積撮像法の分野から特に知られている。

特に、ポジトロン・エミッション断層撮影法の場合に撮像に用いられるような放射線放出対象の場合、この放射線の一部が対象の他の部分によって吸収されるという事実が考慮に入れられねばならない。再構成された画像中のアーティファクトを回避するために、再構成のためのいわゆる位置特定減衰に関する情報を考慮に入れる方法が知られている。このために、通常は、対象の透過画像が形成され、この透過画像は必要な位置特定減衰を表わす。しかしながら、特に、第１の画像中のアーティファクトを生じさせる対象の動きは、再構成のために考慮に入れられないよう、透過画像中に存在しないか、適切に存在しない。これは、再構成された画像中にアーティファクトを生じさせる。

２つの観点から、再構成中に中間画像を用いることが有利である。中間画像は、位置特定の減衰のための必要な情報を含み、また、中間画像中に存在する対象の動きが考慮に入れられる。かかる中間画像を用いて再構成された画像は、従来の透過画像によって再構成された画像と比較して向上した質を有する。従って、中間画像は、一般的には第１の撮像法による画像の形成に関する情報を含むべきであり、この場合は位置特定減衰に関する情報を含むべきである。

特に、請求項１及び３又は請求項２及び３に従う方法は組み合わされうること、及びこれらが有利には互いを補うことに留意すべきである。

特に、異なって動く部分を有する対象の場合、請求項４に記載の動きベクトル場による表現は、方法の残りについての必要な情報の単純且つ適切な位置特定表現を提供する。動きベクトル場は、２つの公知の動き状態間で動きを行っている間に対象の対応する部分がどのように又はどの経路に沿って動くかを示しうる。

動きを行っている間に当該の動き状態が対象によってどれだけ頻繁にとられるか、または対象が当該の動き状態に相対的に留まる時間がどれだけ長いかが分かっているとき、請求項５に記載によれば中間画像の生成は特に単純である。かかる情報は、例えば、動きのモデルに基づくものであってもよく、又は、動きが行われているときにセンサによって決定されうる。かかる中間画像の形成は、動きモデル中に動き全体を記述する必要はなく、動きの個々の状態及びそれらの頻度に関する情報のみを記述すればよいという利点を与える。

異なる撮像方法の使用により、中間画像中の対象の個々の部分は第１の画像に対して異なって局所化されうる。対象の部分自体の間の相対的な差と、画像エッジに対する絶対的な差又は対象の部分の寸法の比率が生じうる。換言すれば、対象は中間画像中で、第１の画像の座標系とは異なる座標系で表わされる。請求項６に記載の位置合わせは、対象の当該の部分が、中間画像中に表わされる位置から第１の画像中に表わされる位置へ、又はその逆に変換されることを可能とする。対象の全ての部分は、中間画像中の並びに第１の画像中の同じ画像位置にあり、従って２つの画像の重畳を可能とする。

本発明による追加的な段階は、組合せ画像中に表わされた対象が動きの選択された動き状態で表わされることを可能とする。このために、公知のフォーカシングアルゴリズムが、動きモデルと及び／又は２つの更なる画像のうちの一方と組み合わされて使用される。そして表示される動き状態は、使用されるフォーカシングアルゴリズムに従って、動きの如何なる動き状態にも対応しうるが、特に２つの更なる画像中に表わされる動き状態に対応しうる。

請求項２記載の方法の有利な更なる変形例は、請求項８に開示されている。観察者には、より鮮鋭な第１の画像が提供されるだけでなく、更に、２つの更なる画像のうちの一方との比較が可能とされる。

本発明による方法は、原理的には、同じ態様に基づく２つの撮像方法によって実行されうる。これに対して、異なる態様を用いることは、対応する画像中での動く対象の異なった特徴の表現を可能とする。本発明による方法は、有利には、第１の撮像法が動きアーティファクトなしに動く対象の画像を提供することができない請求項９に従って用いられる。

目的はまた、請求項１０に記載されるシステムによっても達成される。画像処理装置は、本発明による方法によって形成される画像又はデータを受信すること、適宜これらの画像又はデータを処理すること、及び、結果を視覚化すること又はこれを他のシステムに適用することが可能な如何なるシステムも意味するものと理解されるべきである。画像処理システムは、関連する撮像法により画像データを捕捉することにより装置から完全に独立でありうる。他方で、画像処理システムをより大きいシステムの構成要素として構築することも可能である。データ処理ユニットは、任意に、プログラマブルであるよう構成されうる。

目的はまた、請求項１１に開示される検査システムによっても達成されうる。画像を形成する装置は、従来技術から周知であるため、これらについては本願では詳述しない。例として、Ｘ線システム、磁気共鳴断層撮影装置、及び核医学からの装置について述べることができる。２つの撮像法は、共通の態様により又は異なった態様により、実現されうる。相違点は、次の例に基づいて説明されうる。即ち、共通の態様は、第１の撮像法が長い捕捉時間中に低い線量で動きアーティファクトを含む画像を生成し第２の撮像法が短い捕捉時間中により高い線量で画像を生成する従来のＸ線透視法であると想定される。検査装置の構造に依存して、２つの撮像法は、関連のあるパラメータの変動により、同じ装置によって実行されうる。異なった態様が用いられるとき、１つの装置は、例えばコンピュータ断層撮影装置であり、他の装置はＰＥＴシステムでありうる。

上述のようなシステムのデータ処理ユニットがプログラマブルであるよう構成される場合、請求項１２に開示されるコンピュータプログラムは、データ処理ユニットが本発明による方法を実行させるのを可能とする。コンピュータプログラムは、設定に依存して、外部携帯可能な記憶媒体といったコンピュータプログラム製品によってデータ処理ユニットに対して利用可能とされうる。

以下の例及び実施例は、図１乃至図６を参照して説明される。図１乃至図３は、本発明による方法の多数の変形例の段階を示す。矩形のボックスは、結果、データ、画像等を表わす。方法の段階は、楕円内に示される。

図１は、方法の第１の変形例のステップ及び結果を図式的に示す。方法は、２つの異なる撮像法により、即ち本例ではＰＥＴ及びＣＴに基づく方法により、動く対象の画像を捕捉することを目的とする。異なった撮像法は、動く対象に関して異なった情報が捕捉されることを可能とする。かかる異なった情報はユーザに対して共通に提示されるべきである。

例えばＰＥＴ（ポジトロン・エミッション断層撮影法）法により横隔膜の領域において患者の胸部から形成される投影Ｐ１が利用可能である（方法自体は図１には示されていない）。ＰＥＴ法は、核医学の分野で知られており、スライス画像又は体積画像の形成を意図したものである。所定の不安定な核種でマークされた代謝製剤が患者に注入され、製剤は組織特異的（tissue-specific）に又は機能特異的（function-specific）に取り込まれる。放射線核種は、崩壊を用いて、崩壊の場所の近傍で異なった連続する処理で２つのγ量子を生じさせ、この量子は正反対の方向に飛び出し、患者を離れ、患者の周りのリング形状の検出器中に配置された適当なセンサによって検出されうる。γ量子は、それらの発生場所から患者を出る点へ進行するとき患者の更なる組織を横切り、組織は、組織の種類に従ってγ量子を多少吸収しうる。概して、γ量子は組織特異的に減衰される。検出されたγ量子全体は、対象の一組の投影Ｐ１を形成し、これらの投影Ｐ１から、続く再構成中に公知の方法でスライス画像又は体積画像が再構成されうる。ＰＥＴ法は、対象の機能画像を生じさせる。

数分間から１時間続く投影Ｐ１の捕捉中、患者は、横隔膜が呼吸に従って動く呼吸運動を行う。この呼吸運動は、再構成されたＰＥＴ画像Ｉ０中に動きアーティファクトを生じさせ、このアーティファクトは、対象の不鮮明なぼけた画像として現れる。かかる動きアーティファクトの以下のような少なくとも２つの原因が知られている。
（１）呼吸運動により、組織の所与の場所は検出器に対して相違する位置を占め、従ってこの場所で生ずるγ量子は検出器の異なったセンサによって捕捉される。
（２）略同じ場所で順次に生ずるγ量子は、減衰の原因となる周囲の組織の相対位置が呼吸運動によりＸ線量子の発生の場所に対して変化するため、異なる程度に減衰される。

図１に図示しないＣＴに基づく方法によって捕捉された画像Ｉ２及びＩ３もまた利用可能である。ＣＴ（コンピュータ断層撮影）法は、例えば、医用分野で公知であり、対象又は患者のスライス画像及び体積画像を形成するのに用いられ、これらの画像は解剖学的構造の情報を含む。ＣＴに基づくシステムについては、以下詳述する。ＣＴ画像は、画像捕捉が動きに対してかなり高速に行われうるため、ＰＥＴ画像とは対照的に、かなり少ない動きアーティファクトを含むか又は全く動きアーティファクトを含まない。対象に関する機能情報を伴うＰＥＴ画像と対象に関する解剖学的構造の情報を伴うＣＴ画像を組み合わせる公知のシステムは、情報の組み合わせのときにＰＥＴ画像と対象画像の動きアーティファクトを無視し、従って組み合わされた情報は更なるアーティファクト又は誤りを含む。これらのアーティファクト又は誤りは、本発明によりかなり減少される。以下の説明では、上述の（１）の原因によりＰＥＴ画像中に生ずるアーティファクトが、組み合わされた情報中にどのように考慮に入れられるかについて示す。

かかる画像の捕捉について示すために、図６中、例として、コンピュータ断層撮影装置及びＰＥＴシステムから構成される組合せシステムを示す。コンピュータ断層撮影装置及びＰＥＴシステムはいずれも、原理的には、独立のシステムであるが、基準となる共通軸に対して幾何学的に結合されるものとして構成される。画像の捕捉のために、システムは、通常は連続的に用いられ、例えば、２つの目立った動き状態を表わす第１のＣＴ画像が捕捉され、続いてＰＥＴデータの捕捉が行われる。

コンピュータ断層撮影装置は、ｚ方向に対して平行に延びる回転軸１４の回りに回転することが可能なガントリ１を含む。このために、ガントリ１は、モータ２により、望ましくは一定の、しかし調整可能な角速度で駆動される。例えばＸ線管といった放射線源Ｓは、ガントリ１に取り付けられる。放射線源は、放射線源Ｓによって生成される放射線から円錐放射線ビーム４を形成するコリメータ装置３を具備する。放射線ビーム４は、円筒状の検査ゾーン１３内に存在する動く対象（図示せず）を貫通する。検査ゾーン１３を横切った後、Ｘ線ビーム４はガントリ１に取り付けられた２次元検出器ユニット１６に入射する。

放射線ビーム４の開口角α_max（開口角は、ｘ−ｙ平面上のエッジに位置するビーム４の光線が放射線源Ｓと回転軸１４によって画成される平面に対して成す角度として定義される）は、測定値の捕捉中は検査されるべき対象がその中に存在せねばならない検査ゾーン１３の直径を決定する。対象の体積画像を発生するために、例えば検査ゾーン１３中の台の上に配置された対象は、モータ５により回転軸１４又はｚ軸の方向に対して平行に変位されうる。検出器ユニット１６によって捕捉された測定データは、再構成ユニット１０へ与えられ、再構成ユニット１０は、検査ゾーン１３のうちの放射線ビーム１４が網羅する部分における吸収分布を測定データから再構成する。２つのモータ２及び５、再構成ユニット１０、放射線源Ｓ、検出器ユニット１６から再構成ユニット１０への測定データの転送は、適切な制御ユニット７によって制御される。

モータ２及び５は、放射線源Ｓと検査ゾーン１３が互いに対して螺旋状の経路、即ちいわゆる軌跡に沿って動くよう、ガントリ１の角速度に対する検査ゾーン１３の伝搬速度の比が一定であるよう制御されうる。この場合、放射線源Ｓと検出器ユニット１６、又は検査ゾーン１６からなる走査ユニットが回転運動を行うか伝搬運動を行うかは重要ではなく、なぜならば相対的な運動のみが重要だからである。対象は、スライス画像の形成のためには変位されない。

動き信号は、捕捉ユニット１２と、対象の動きを検出するよう対象上に配置された動きセンサ１５とによって導出される。この信号は、所望であれば、再構成に適した測定データの選択を容易とするよう再構成ユニット１０に印加されうる。更に、動き信号（以下詳述）は、本発明によれば動きモデルの決定のために本発明に従って用いられる。

更に、ＰＥＴ捕捉ユニット２０は、回転軸１４に対して同心であるよう配置され、このユニットは、検査ゾーン１３中に存在する対象の回りのリングとして配置される。捕捉ユニット２０は、対象によって放出されるγ量子を検出する個々のセンサ２１を有する。スライス画像を形成するためには、センサ２１を互いに隣接してリング状の形態に配置することにより、ＰＥＴ捕捉ユニットを疑似２次元になるよう構成することで十分である。体積画像を生成するために、ＰＥＴ捕捉ユニットは、互いに対して平行に、また、回転軸１３回りにあるように配置された複数のかかるセンサのリングを有する。センサ２１によって検出される信号は、評価ユニット２２に印加され、評価ユニット２２は、公知のアルゴリズムにより信号から１つ又はそれ以上のＰＥＴ画像を形成する。

上述の機能に加え、制御ユニット７はまた、ＣＴシステムの取得位置とＰＥＴシステムの取得位置の間で対象を変位させるよう配置される。ＣＴデータ捕捉が成功した後、台の上の対象は、制御ユニット７及びモータ５により、関連のある製剤が対象に注入されＰＥＴデータが捕捉されるＰＥＴ捕捉ユニット２０の捕捉位置へ変位される。

データ処理ユニット２３は、本発明による方法及び動き信号を用いて、ＣＴ画像とＰＥＴ画像の情報内容を、存在する場合は動きアーティファクトを減少させ、それに従って結果を表示装置１１によって視覚化するよう組み合わせる。データ処理ユニットがプログラマブルであるよう構成されていれば、コンピュータプログラムにより本発明による方法を実行することが可能とされる。コンピュータプログラムは、例えばＲＯＭ又はＥＰＲＯＭといった内部メモリに格納されてもよく、又は、コンピュータプログラムが与えられたディスク又はＣＤ−ＲＯＭといったコンピュータプログラムプロダクト中に格納されうる。

図示のコンピュータ断層撮影装置及びＰＥＴ捕捉ユニットは、スライス及び体積画像が捕捉されるよう構成されうる。

図１の画像Ｉ２及びＩ３は、投影Ｐ１の捕捉中に対象によって行われる動きの２つの相違する動き状態を表わす。ＣＴに基づく捕捉の方法では本質的に、ＰＥＴに基づく捕捉に必要とされる時間よりもかなり少ない時間がかかるため、患者の呼吸運動の瞬間的な画像が形成されえ、特に吸入した状態の画像Ｉ２及び吐出した状態の画像Ｉ３が形成されうる。患者の動きの吸入した及び吐出した状態は、呼吸運動の特に特徴的な状態を表わす。或いは、呼吸運動のＣＴ画像ＩＳのシーケンスは、対象が投影Ｐ１の捕捉中と同じ運動を行なっているときに捕捉されうる。続いて、公知の方法を用いて、シーケンスＩＳから２つの画像Ｉ２及びＩ３が抽出される。これは、動きが、投影Ｐ１の捕捉中に対象によって行われる動きに対してより正確に対応するという利点を与える。画像Ｉ２及びＩ３が直接捕捉されるとき、患者の中でしばしば不自然な又はわかりにくい動き状態が生じ、このような状態は、自然の呼吸運動中に生ずるものと同じではない。

ステップＣ１において、動き状態関数Ｆ１と組み合わせて、動き画像Ｉ２及びＩ３のこれらの状態から対象動きモデルＭ２が形成される。この種類の動き状態関数Ｆ１は、図４中、例として人間の呼吸運動についての頻度関数ｆ（ｒ）として示されている。頻度関数ｆ（ｒ）のｙ軸は、対象が動きを行っている間に対象が関連のある動き状態をどのくらい頻繁にとるかを示す。ｘ軸は、動きが行われているときにとられる連続的な動き状態ｒを表わす。換言すれば、頻度関数は、対象が運動を行っている間、他の動き状態に対して所与の動き状態に平均してどれだけ長く留まるかを表わす。表わされたものが正規化されると、この曲線全体に亘る積分は、正確に１となる。呼吸運動中、呼吸運動に関与した器官又は組織が特に頻繁に又は長く吐出された状態（吐出）のままでいるということは、特に重要な面である。方法の更なるステップにおいて頻度のみが関心となる場合、対象が運動を行っている間にとられる動き状態の順序は無視でき、ｘ軸上にプロットされる動き状態は、動きを行っている間は必ずしも互いに連続するものである必要はない。

或いは、とられる動き状態の頻度に関する情報を提供するだけでなく、全体の動きの過程（動き状態、並びに、それらの頻度及び時間上の完了）を示す動き状態関数Ｆ１を用いることが可能である。しかしながら、かかる動き状態関数は、この変形例の次のステップにおいて使用するには冗長であるため、上述のように頻度関数を用いることで十分である。

公知の動き過程については、動き状態関数Ｆ１は、実際の動きを考慮に入れることなく関数モデルＭ１から導出されうる。これは、特に、殆どの対象において動き過程が非常に似ているか同じであるときに可能である。例えば、人間の呼吸運動の場合に、モデルＭ１が図１の頻度関数ｆ（ｒ）によって形成されると、これは動き状態関数Ｆ１として直接考えることができ、動きモデルＭ２を決定するのに使用されうる。或いは、実際の動き過程は、適当なセンサＳ１によって決定されうる。呼吸運動の場合、例えば、呼吸運動は患者に取り付けられた呼吸運動センサによるＰＥＴ投影Ｐ１の捕捉中に決定され、そこから、頻度関数ｆ（ｒ）、又はより一般的には動き状態関数Ｆ１が動きモデルＭ２の構築のために導出される。

ステップＣ１では、動きモデルＭ２は、画像Ｉ２及びＩ３と、動き状態関数Ｆ１とから導出される。各画像Ｉ２及びＩ３は、対象の夫々の既知の動き状態を表わし、各動き状態もまた動き状態関数Ｆ１中に表わされる。動き過程中に対象の全ての構成要素が局所的に線形に動くとすると、即ち、異なった方向及び長さの直線的な経路に沿って動くとすると、画像Ｉ２とＩ３中に示す動き状態の間では、画像Ｉ２又はＩ３の一方に表わされる各画素について、又は、各対象構成要素について、動きの実行は動き状態関数Ｆ１によって決定されうる。この位置特異的な動き過程は、動きベクトル場中に維持されえ、動き状態関数Ｆ１と共に動きモデルＭ２を構成する。動きベクトルは、このように、２つの動き状態の間毎に動きを行う間、画素又は対象構成要素が動く方向又は動く速度又は動く距離を示す。

数学的に言えば、この種類のベクトル場は、

のように示されうる。動きの実行中、
〔外１〕

は、
〔外２〕

に向かって動く。動きは、
〔外３〕

によって特徴付けられ、各動き状態は

によって近似されうる。パラメータｒ∈［０，１］は、ｒ＝０については、
画像Ｉ３中に表わす動き状態を表わし、

であり、ｒ＝１については、画像Ｉ２中に示す動き状態

を表わす。人間の呼吸運動では、例えば、
〔外４〕

は吐出した状態を示し、
〔外５〕

は吸入した状態を示す。概して、かかる数学的な記述は、様々な他の動きにも適用されうる。動きは、本質的には、周期的である必要はなく、繰り返される必要はない。図５は、動きの実行中に全ての動き状態が等しく頻繁にとられる対象の動きの頻度関数を示す。これは、例えば、対象の全ての部分が一定速度で同じ方向に動く場合である（例えば、自転車に乗っている人）。

次のステップＣ２は、画像Ｉ２及びＩ３から、画像Ｉ０と略同じ動きアーティファクトを示す画像Ｉ４を形成することを目的とする。これは、画像Ｉ２又はＩ３の一方から開始して、残る動き状態の最初の人為的な画像が、動きモデルＭ２によって形成され、画像Ｉ４を形成するよう人為的な画像が重ね合わされることで達成され、

で表わされる。画像Ｉ４は、画像Ｉ３と
〔外６〕

の積を頻度関数ｆ（ｒ）で重み付けしたものを全ての動き状態ｒについて積分したものから形成され、
〔外７〕

と頻度関数ｆ（ｒ）は、動きモデルＭ２を構成する。結果として、画像Ｉ４は関連のある滞留持続時間によって重み付けされた全ての動き状態の重畳を表わす。

同様に、ＰＥＴ画像Ｉ０の形成の理論的な考察によれば、ＰＥＴ画像Ｉ０もまた当該の滞留持続時間によって重み付けされた全ての動き状態の重畳を構成するという結果が得られる。このことはこれが初期の動き状態の画像Ｉ０ａ（本例では図示せず）、頻度関数ｆ（ｒ）、及び
〔外８〕

の積の全ての動き状態ｒにわたる積分から形成されることを意味し、即ち、

である。

理想的な場合、画像１０ａは、画像Ｉ３と同じ動き状態を表わし、
〔外９〕

並びに当該の頻度関数及び動きモデルは対応する。この画像Ｉ０の形成の考察は、以下説明するフォーカシング段階に使用されえ、何故ならば画像Ｉ０中の動きアーティファクトはこのように立証されるからである。

図６に示すような組合せ装置の代わりとして、画像Ｉ０並びに画像Ｉ２及びＩ３は、２つの独立のシステムによって捕捉されうる。対象は、例えばＰＥＴシステムといった第１の装置内に配置され、ＰＥＴ画像が捕捉される。続いて、対象は、第２のシステム内に配置され、ＣＴ画像が捕捉される。２つのシステムの場所的な隔たりにより、ＰＥＴ画像１０中の対象構成要素は、通常はＣＴ画像Ｉ２、Ｉ３、及びＩ４中のものとは異なって局所化されるため、画像Ｉ４及びＩ０の不適切な直接的な重畳又は直接的な比較のみが行われうる。従って、ステップＲ２では、いわゆる位置合わせ操作が行われる。ステップＲ２は任意であり、画像Ｉ０の座標系が（図６に示すシステムの場合のように）画像Ｉ２及びＩ３の座標系に適切に正確に対応するときは必要でない。Ｉ０は、Ｉ５と等しくされえ、方法は以下に説明するように続けられる。

位置合わせは、対応する構造を有する２つ又はそれ以上の画像間で座標系を等しくする一般的に知られた方法である。異なった内容の２つの同一の対象の物理的な対応性もまた生じうる。これは、例えば、同じ対象の機能的なＰＥＴ画像及び解剖学的なＣＴ画像の場合である。位置合わせがうまくいった後、１つの画像中に表わされる対象部分は、決定された座標変化によって他の画像中の対応する対象部分に関連付けられ得る。結果として、例えば、１つの画像中に示される対象部分は、それらが他の画像中に表わされる同一の対象部分の対応する位置を占めるようシフトされうる。

非特許文献１は、このようなＣＴ画像とＰＥＴ画像の位置合わせがどのように実行されうるかを示す。位置合わせは一般的に知られているため、これについてはここでは更に詳述しない。しかしながら、非特許文献１にも記載されているように、公知のＰＥＴシステムでは、位置合わせを容易とするために、実際のＰＥＴ画像に加えて透過画像が捕捉される。核種でマーク付けされた代謝製剤の注入の前に、このために患者の周りの軌跡に沿って放射能源が配置され、この源は、患者を貫通する患者の方向に光線を発し、光線は放射線源とは反対側に配置されたＰＥＴ検出器のセンサによって検出される。続いて再構成される透過画像は、原理的にはＣＴ画像と同様であり、その中に含まれる解剖学的な情報により、実際のＰＥＴ画像の画質が低い場合は特に、ＣＴ画像との位置合わせに、よりよく適している。透過画像とＣＴ画像の間の座標変換が決定されると、透過画像の座標系とＰＥＴ画像の座標系は実質的に同一であるため、実際のＰＥＴ画像とＣＴ画像の座標は対応するようにされうる。この方法は、図１には図示しないが、それでもやはり本願で使用されうる。

位置合わせＲ２が成功した後、画像Ｉ０の画素又は対象構成要素は、画像Ｉ４の座標系中に変換されうる。これは、ＰＥＴ画像１５を生成する。可能な代替案、即ち、画像Ｉ４を画像Ｉ０の座標系へ変換することについては本願では詳述しない。画像Ｉ４とＩ５の比較又は組合せは、いずれの画像も対象の動きの実質的に同じ動きアーティファクトを示し、いずれの画像も同じ座標系に関して対象を表わすため、ここで行われうる。例えば医師である観察者は、所与の適用について偽り（falsification）のない画像Ｉ０の表現（この意味での座標変換は偽りを表わさない）を、そこからの情報と他の画像からの情報の比較又は組合せを可能とするよう、望むことがある。従来技術は、単に、２つの画像Ｉ２又はＩ３のうちの一方のみを画像Ｉ０と比較又は組み合わせる可能性のみを提供する。画像Ｉ０とは対照的に、画像Ｉ２又はＩ３は動きアーティファクトを示さず、従って、一方では適切な座標変換の探索はより困難であり、他方では組合せ又は変換自体は困難を伴ってのみ可能である。

図１中にステップＲ３として示すかかる比較又は組合せは、原理的に知られており、例えば、重畳によって、又は、隣接に配置された画像によって、又は、手で選択された境界を伴った部分的な重畳によって、又は、手で選択可能な境界を伴う他の画像中の１つの画像の部分的な画像化によって実現されうる。ステップＲ３の結果は、画像Ｉ６を構成する。

当該の用途に依存して、システムのユーザが画像Ｉ６を所与の情報へ制限すること、又は特に所与の画像をハイライトすることが有用であり得る。このために、アーティファクトを含み、動きの１つの動き状態のみが表わされている画像Ｉ６をフォーカシングするよう任意のステップＢ１が行われうる。線形の動きに適したフォーカシングのための公知のアルゴリズムは、A.K. Katsaggelos, "Iterative image restoration algorithm", OPTICAL ENGINEERING, １９８９年７月、第２８巻、第７号、第７３５頁以降に記載されている。特に、式（１）は、動きの不鮮明さが一般的にはどのようにして、動きを線形の動きへモデル化することにより表現されえ、方法の更なる過程において補償されうるかを示す。

図２は、組合せシステムにおける本発明による方法の更なる変形例を示す図である。図１に示すように、再び動きモデルＭ２が決定され、またＰＥＴ画像Ｉ０が形成される。図１に示される位置合わせＲ２は、画像Ｉ０，Ｉ２及びＩ３の座標系の対応性が適切であるため、省かれる。

ステップＢ２において、図１のステップＢ１と同様に、画像Ｉ０のフォーカシングが行われる。図１に示すフォーカシングとは対照的に、図２に示すフォーカシングＢ２は、より鮮明なＰＥＴ画像Ｉ８が捕捉されたＣＴ画像、本例では画像Ｉ２、と同じ動き状態を表わすよう、行われる。結果として、画像Ｉ８は、本例ではＩ２である元のＣＴ画像と直接的に比較又は組み合わされうる。或いは、この処理は、画像Ｉ３によって又は画像シーケンスＩＳからの画像によって行われうる。比較ステップＲ４では、図１のステップＲ３に示すのと同じ方法が示される。画像Ｉ９は、結果として得られる画像である。

図２の方法（図示せず）の代わりに、画像Ｉ０と画像Ｉ２及びＩ３の座標系が異なる場合、図１の組合せ画像１６の代わりに画像Ｉ５に対してフォーカシングが適用される。以前に実行された位置合わせＲ２の結果として、画像１５の座標系が画像Ｉ４の座標系に対応し、従って動きモデルＭ２の座標系に対応することが達成される。このことは、動きモデルＭ２による画像Ｉ５のフォーカシングＢ１を可能とする。結果として得られる画像は、動きの動き状態を表わし実質的には全く動きアーティファクトを含まないＰＥＴ画像である。

図３は、動きモデルによる画像の情報内容を向上させる更なる可能性を示す図である。公知のＰＥＴシステムでは、透過画像は、上述の方法によって、即ち実際のＰＥＴ画像に加えて捕捉される。この透過画像は、放射性の放射線の位置特異的な（location−specific）減衰を表わす。この減衰情報は、周囲の組織によるγ量子の吸収を補正するために（減衰補正）、投影Ｐ１の再構成Ｒ１のために用いられる。I.T.Hsiao外による「Noise Propagation from Attenuation Correction into PET Reconstructions」、（「Nuclear Science&Medical Imaging including Nuclear Power Systems, 2000 Symposium、ＩＥＥＥ ＩＳＢＮ ０−７８０３−６５０３−８」には、様々な方法が開示されており、例えば表１には、位置特異的な減衰の補正について記載されている。式（４）は、分布効果を考慮に入れつつ位置特異的な減衰により、線形の再構成オペレータとして表現される再構成を増やす可能性を示している。

しかしながら、透過画像は、実際のＰＥＴ画像とは対照的に捕捉時間が動きの持続時間と比較して短いため、これらの方法は、僅かな動きアーティファクトのみを含むか又は全く動きアーティファクトを含まないという欠点がある。結果として、減衰情報は適切には使用されず、上述の原因２によるＰＥＴ画像中の動きアーティファクトは考慮に入れられない。

従って、本発明によれば、ＰＥＴ画像Ｉ１０の再構成Ｒ５は、図１に示すように、ＣＴ画像Ｉ２及びＩ３から、並びに、動きモデルＭ２から形成される透過画像Ｉ４を用いる。画像Ｉ４は、本質的には、いかなる減衰情報もなしに再構成されたＰＥＴ画像と同じ動きアーティファクトを含む。結果として、ＰＥＴ画像中の動きアーティファクトは考慮に入れられ、画像Ｉ４からの減衰情報を用いる再構成Ｒ５は、従来の透過画像を用いた再構成よりも定量的に向上された画像Ｉ１０を生成する。

概して、図１、図２、及び図３の方法は、方法の様々な結果を観察者に提示することを可能とするよう、システム内で同時に使用されうる。図３の方法は、図１及び図２の方法と任意に組み合わされえ、即ち、使用されるシステムが組合せシステムであるかぎり組み合わされえ、何故ならばＰＥＴシステムの座標系は、組合せシステムの場合以外はＣＴシステムの座標系に略対応するためである。

また、図１、図２及び図３に示す方法は、ＣＴ及びＰＥＴに限られるものではないことに留意すべきである。例えば、ＰＥＴに基づく方法の代わりに磁気共鳴撮像法によって画像Ｉ０を捕捉すること、又は、ＣＴに基づく方法を用いる代わりに、超音波又は高速磁気共鳴断層撮影法によって画像Ｉ２及びＩ３を捕捉することが可能である。本発明による方法は、一般的には、画像中に存在する動きアーティファクトを考慮に入れつつ動く対象についての異なった情報を含む画像を比較する可能性を与え、医用以外の用途もまた可能である。例えば、動きアーティファクトを含む走っている車の画像は、感熱カメラによって捕捉されえ、更なる画像は従来の写真方法によって捕捉されうる。感熱カメラの画像は、位置特異的な機能的な処理を示すのに対して、写真画像は対象の構造上の特徴を表わす。有利に動きアーティファクトを考慮に入れつつ組合せ画像を形成するようかかる異なる種類の情報を重畳することは、全ての情報を同時に観察者に提示することを可能とする。

請求項１に記載の方法の例を示すブロック図である。 請求項２に記載の方法の例を示すブロック図である。 請求項３に記載の方法の例を示すブロック図である。 例として人間の呼吸の動き状態を示す図である。 均一な動きの動き状態関数を示す図である。 ＰＥＴ−ＣＴ組合せシステムを示す図である。

Claims (12)

1. 動く対象の動きアーティファクトを含む第１の画像から導出されうる画像内容を向上させる方法であって、
   （ａ）出来る限り少ない動きアーティファクトを伴って夫々の動き状態での対象を表わす２つの更なる画像を用いる段階と、
   （ｂ）前記２つの動き状態間で前記動きを行っている間に前記対象によってとられる動き状態を特徴付ける動きモデルを決定する段階と、
   （ｃ）前記動きモデル及び前記２つの更なる画像から、前記対象が前記動きを行なったかのように少なくともおおよそ前記対象を表わす中間画像を形成する段階と、
   （ｄ）前記中間画像及び前記第１の画像から組合せ画像を形成する段階とを含む、方法。
2. 動く対象の動きアーティファクトを含む第１の画像から導出されうる画像内容を向上させる方法であって、
   （ａ）出来る限り少ない動きアーティファクトを伴って夫々の動き状態での対象を表わす２つの更なる画像を用いる段階と、
   （ｂ）前記２つの動き状態間で前記動きを行っている間に前記対象によってとられる動き状態を特徴付ける動きモデルを決定する段階と、
   （ｃ）前記第１の画像を前記動きモデルによってフォーカシングする段階とを含む、方法。
3. 動く対象の、投影から再構成されるべき、動きアーティファクトを含む第１の画像から導出されうる画像内容を向上させる方法であって、
   （ａ）出来る限り少ない動きアーティファクトを伴って夫々の動き状態での対象を表わす２つの更なる画像を用いる段階と、
   （ｂ）前記２つの動き状態間で前記動きを行っている間に前記対象によってとられる動き状態を特徴付ける動きモデルを決定する段階と、
   （ｃ）前記動きモデル及び前記２つの更なる画像から、前記対象が前記動きを行なったかのように少なくともおおよそ前記対象を表わす中間画像を形成する段階と、
   （ｄ）前記対象の投影及び前記中間画像から前記第１の画像を再構成する段階とを含む、方法。
4. 前記動きモデルを決定するよう、前記対象の部分に対して夫々の動きベクトル場が決定されることを特徴とする、請求項１乃至３のうちいずれか一項記載の方法。
5. 前記中間画像を形成するよう、前記対象の他の動き状態の第１の画像は、前記２つの更なる画像及び前記動きモデルによって形成され、このように形成される画像は重み付けされ、続いて前記２つの更なる画像と共に、前記動きが行われている間に前記画像中に表わされる前記夫々の動き状態が生ずる頻度に従って重畳されることを特徴とする、請求項１乃至３のうちいずれか一項記載の方法。
6. 前記中間画像及び前記第１の画像は、前記組合せ画像の形成の前に、特に弾性に位置合わせされるよう、位置合わせされることを特徴とする、請求項１記載の方法。
7. 前記組合せ画像は更なる段階においてフォーカシングされることを特徴とする、請求項１記載の方法。
8. 組合せ画像は、おそらくは位置合わせにより、前記フォーカシングされた第１の画像及び前記２つの更なる画像のうちの１つから形成されることを特徴とする、請求項２記載の方法。
9. 前記画像はＰＥＴ画像又はＳＰＥＣＴ画像であり、及び／又は、前記２つの更なる画像はＣＴ画像であり、又は、請求項１或いは請求項２のいずれかに記載の方法の場合はＭＲ画像であることを特徴とする、請求項１乃至３のうちいずれか一項記載の方法。
10. 請求項１乃至３のうちいずれか一項記載の方法又はこれらの方法の組合せを実行するデータ処理ユニットを含む、画像処理システム。
11. 第１の撮像方法により画像及び／又は投影を形成する装置と、
    第２の撮像方法により画像及び／又は投影を形成する装置と、
    請求項１乃至３のうちいずれか一項記載の方法又はこれらの方法の組合せを実行するデータ処理ユニットを含む画像処理システムとを含む、
    特に医用検査装置である検査装置。
12. データ処理ユニットが、請求項１乃至３のうちいずれか一項記載の方法又はこれらの方法の組合せを実行しうるよう、データ処理ユニットと協働するようにされたコンピュータプログラム又はコンピュータプログラムプロダクト。

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