JP2007163491A - マルチ・モダリティ撮像の方法及び装置 - Google Patents

Abstract

【課題】スキャナのＣＴ部分から入手可能な臨床的に最適なＣＴデータから、スキャナのＰＥＴ部分に必要とされる補正データを生成する。
【解決手段】複数の計算機式断層写真法（ＣＴ）画像データを生成し、ＣＴ画像データの一部を選択する。放出データの適当なエネルギにおける複数の減弱補正（ＣＴＡＣ）ファクタを生成するために、選択されたＣＴデータを処理し（１０６）、放出減弱補正マップを形成するために、ＣＴデータの軸方向位置及びスライス厚、並びにＰＥＴデータ又はＳＰＥＣＴデータの軸方向位置及びスライス厚に基づいて決定される加重でＣＴＡＣファクタに加重する（１０８）。そして、減弱補正されたＰＥＴ画像を形成するために、形成された減弱補正マップを利用し（１１０）、補正データを生成する。
【選択図】 図３

Description

本発明は一般的には、取得された生画像データに基づく画像処理及び画像再構成に関する。具体的には、ＣＴ画像を、診断の再検討、ＰＥＴとの合成による再検討、並びに減弱及び散乱を含む影響についてのＰＥＴデータの較正及び補正を含めた多くの目的に用いるＣＴ−ＰＥＴ及びＣＴ−ＳＰＥＣＴのような結合型イメージング・システムにおいて、放出画像の品質を高めることに関する。

計算機式断層写真法（ＣＴ）システム、陽電子放出断層写真法（ＰＥＴ）システム及び単光子放出計算機式断層写真法（ＳＰＥＣＴ）システム等の様々な診断医療システムからの生画像データが、診断を目的として取得されている。ＣＴシステム、ＰＥＴシステム及びＳＰＥＣＴシステムは、多数の走査モード及び再構成モードをサポートするように構成されている。関連する再構成アルゴリズムは、複雑で計算集約的である。診断医療システムの利用者は、画質の改善、生画像データに基づいて画像を形成するのに要する時間を最短にすること、及び再構成工程の信頼性を高めることを望んでいる。生画像データから所望の画像を形成するのに必要な時間量を減少させることにより、画像をさらに早く評価することができ、患者のスループットを高めることができる。

従って、少なくとも一つの公知のＰＥＴ−ＣＴシステム及び一つの公知のＳＰＥＣＴ−ＣＴシステムは、ＣＴ装置によって生成されるデータを利用してＰＥＴ又はＳＰＥＣＴ走査データの減弱補正を生成する。明確に述べると、ＣＴ走査時に生成されるＣＴデータから複数の放出減弱補正ファクタが導かれ、このときＣＴシステムはＣＴ減弱補正ファクタに利用されるデータを生成するように特定的に構成されている。ＣＴハンスフィールド単位を放出減弱ファクタに変換する方法は、米国特許第６，８５６，６６６号明細書（特許文献１）に記載されている。この明細書では、ＣＴＡＣとの用語を用いて、ＣＴ画像から得られる放出減弱係数（emission Attenuation Coefficients）のマップを示している。

例えば、ＰＥＴ走査データは、患者の体長に沿った一連の軸方向フレームとして取得されて処理される。ＰＥＴ画像は典型的には、平均軸方向検出器間隔の約数に対応する軸方向間隔、例えば検出器間隔の２分の１の軸方向間隔で再構成される。マルチ・スライス検出器からのＣＴアキシャル画像は典型的には、公称検出器間隔の倍数に対応する軸方向間隔で再構成される。例えば、ＰＥＴスライスは検出器間隔の２分の１に対応する約３．３ｍｍの間隔で公称スライス厚を約４ｍｍとして再構成される。ＣＴアキシャル画像は、公称検出器間隔である０．６２５ｍｍの倍数に対応する間隔で再構成される。ＣＴヘリカル・スキャンは通常、スライス厚に等しい間隔で再構成されるが、ＧＥＨＣ ＰＥＴ−ＣＴではヘリカル・スキャンの間隔を任意の値に設定することができる。ＰＥＴ減弱補正の目的のためには、ＣＴ間隔はＰＥＴ間隔に等しく設定される。従って、公知のＣＴ／ＰＥＴシステムは、ＰＥＴスライスに適合する軸方向位置においてＰＥＴスライスの厚みに近似的に適合する一組のＣＴスライスを先ず形成することにより、ＣＴ減弱補正ファクタを生成する。
米国特許第６，８５６，６６６号明細書

この比較的厚いＣＴスライスは、ＰＥＴ画像を形成するのに利用されるＣＴ減弱補正ファクタを生成するのには適当であるが、医用撮像目的には一般的には有用ではない。明確に述べると、画像分解能を高めることを容易にし、このようにして患者の医療診断を容易にするためには、医療診断に有用なＣＴ画像は典型的には４ｍｍ厚未満である。従って、比較的厚いＣＴスライスを形成することは、ＰＥＴ画像を形成するのに用いられる減弱補正ファクタを生成するためには有益であるが、この比較的厚いＣＴスライスは、操作者が、形成されたＣＴ画像を用いて患者の医療診断を行なうことを可能にするような画質又は分解能を有しない場合がある。

一観点では、陽電子放出計算機式断層写真法（ＰＥＴ）からの放出データ又はＳＰＥＣＴデータを補正する方法を提供する。この方法は、複数の計算機式断層写真法（ＣＴ）画像データを生成するステップと、このＣＴ画像データの一部を選択するステップと、放出データの適当なエネルギにおける複数の減弱補正（ＣＴＡＣ）ファクタを生成するために、選択されたＣＴデータを処理するステップと、放出減弱補正マップを形成するために、ＣＴデータの軸方向位置及びスライス厚、並びにＰＥＴデータの軸方向位置及びスライス厚に基づいて決定される加重でＣＴＡＣファクタに加重するステップと、減弱補正されたＰＥＴ画像を形成するために、形成された減弱補正マップを利用するステップとを含んでいる。

もう一つの観点では、イメージング・システムを提供する。このイメージング・システムは、内部に患者ボアを有するＣＴユニットと、内部に患者ボアを有するＰＥＴユニットと、ＣＴユニット及びＰＥＴユニットの運動を制御するようにＣＴユニット及びＰＥＴユニットに結合されて通信する制御機構と、ＣＴユニット及びＰＥＴユニットに結合されているコンピュータとを含んでいる。コンピュータは、複数の減弱補正（ＣＴＡＣ）ファクタを生成するために、ＣＴデータの選択された部分を処理し、ＰＥＴ減弱補正マップを形成するために、ＣＴデータの軸方向位置及びスライス厚、並びにＰＥＴデータの軸方向位置及びスライス厚に基づいて決定される加重でＣＴＡＣファクタに加重し、減弱補正されたＰＥＴ画像を形成するために、形成された減弱補正マップを利用するようにプログラムされている。

さらにもう一つの観点では、コンピュータ・プログラムを提供する。このコンピュータ・プログラムは、複数の計算機式断層写真法減弱補正（ＣＴＡＣ）ファクタを生成するために、ＣＴデータの選択された部分を処理し、ＰＥＴ減弱補正マップを形成するために、ＣＴデータの軸方向位置及びスライス厚、並びにＰＥＴデータの軸方向位置及びスライス厚に基づいて決定される加重でＣＴＡＣファクタに加重し、減弱補正されたＰＥＴ画像を形成するために、形成された減弱補正マップを利用するように構成されている。

陽電子放出断層写真法（ＰＥＴ）データを補正するシステム及び方法を本書に掲げる。これらの装置及び方法は図面を参照して説明され、図面では類似の参照符号が全図面において同じ構成要素を指す。かかる図面は、制限的ではなく説明的であることを意図しており、本発明の装置及び方法の実施形態の一例の説明を容易にするために本書に含まれている。

少なくとも幾つかのマルチ・モダリティ・システムは、異なるモダリティ毎に異なる視野（ＦＯＶ）を有している。例えば、ＣＴ／ＰＥＴシステムはＰＥＴ ＦＯＶよりも小さいＣＴ ＦＯＶを有していてよく、幾つかの走査条件下では、患者の各部がＣＴ検出器によって測定される領域を超えて延在する場合があり、これにより画像アーティファクト及び撮像対象の不完全な描出を招くことがある。アーティファクト低減に取り組む幾つかの公知の方法が公表されているが、ＣＴ ＦＯＶの外部に位置する患者の部分の撮像については公表されていない。

例えば統合型ＰＥＴ−ＣＴシステムのようなマルチ・モダリティ・システムには、システムが取得するＰＥＴ画像とＣＴ画像との固有の位置合わせが存在している。取得のＰＥＴ部分及びＣＴ部分の間には患者は同じテーブル上に静止して横臥しているため、これら２種の取得時に患者は一貫した位置及び配向にあり、ＣＴ画像とＰＥＴ画像との相関付け及び重ね合わせの工程が大幅に簡略化される。これにより、ＣＴ画像を用いてＰＥＴ画像の再構成のための減弱補正情報を提供することが可能となり、また画像読影者が、ＣＴ画像に提示される解剖学的情報とＰＥＴ画像に提示される機能的情報とを容易に相関付けることが可能となる。しかしながら、ＣＴ ＦＯＶを超えて延在する患者の部分のＰＥＴ画像の再構成のために減弱情報を提供することが望ましい。また、ＦＯＶの内部でＰＥＴ画像の正確な減弱情報を提供することが望ましい（トランケーションによって生ずるアーティファクトが偏った減弱情報を生成することに留意されたい）。

図１及び図２には、マルチ・モーダル・イメージング・システム１０が示されており、マルチ・モーダル・イメージング・システム１０は、第一のモダリティ・ユニット及び第二のモダリティ・ユニットを含んでいる。これら二つのモダリティ・ユニットは、システム１０が第一のモダリティでは第一のモダリティ・ユニットを用いて対象を走査し、第二のモダリティでは第二のモダリティ・ユニットを用いて同じ対象を走査することを可能にしている。システム１０は、異なるモダリティでの多数の走査が可能であり、単一のモダリティ・システムを凌ぐ高められた診断能力を容易にする。一実施形態では、マルチ・モーダル・イメージング・システム１０は、計算機式断層写真法／陽電子放出断層写真法（ＣＴ／ＰＥＴ）イメージング・システム１０である。選択随意で、ＣＴ及びＰＥＴ以外のモダリティがシステム１０と共に用いられる。第一のモダリティ・ユニットすなわちＣＴイメージング・システムは、Ｘ線源１４を有するガントリ１２を含んでおり、Ｘ線源１４は、Ｘ線ビーム１６をガントリ１２の反対側に設けられている検出器アレイ１８に向かって投射する。検出器アレイ１８は、各々が複数の検出器素子２０を含む複数の検出器横列によって形成されており、検出器素子２０は一括で、患者２２のような対象を透過した投射Ｘ線を感知する。各々の検出器素子２０は、入射Ｘ線ビームの強度を表わし従って対象又は患者２２を透過する際のビームの減弱の推定を可能にする電気信号を発生する。Ｘ線投影データを取得するための１回の走査の間に、ガントリ１２及びガントリ１２に装着されている構成部品は回転中心２４の周りを回転する。図２は、検出器素子２０の単一の横列（すなわち検出器横列１列）のみを示している。しかしながら、マルチ・スライス検出器アレイ１８は、１回の走査中に複数のスライスに対応する投影データが同時に取得され得るように、検出器素子２０の複数の平行な検出器横列を含んでいる。

ガントリ１２の回転及びＸ線源１４の動作は、ＣＴ／ＰＥＴシステム１０の制御機構２６によって制御される。制御機構２６は、Ｘ線源１４に電力信号及びタイミング信号を供給するＸ線制御器２８と、ガントリ１２の回転速度及び位置を制御するガントリ・モータ制御器３０とを含んでいる。制御機構２６内のデータ取得システム（ＤＡＳ）３２が、検出器素子２０からのアナログ・データをサンプリングして、後続の処理のためにこのデータをディジタル信号へ変換する。画像再構成器３４が、サンプリングされディジタル化されたＸ線データをＤＡＳ３２から受け取って高速画像再構成を実行する。再構成された画像はコンピュータ３６への入力として印加され、コンピュータ３６は記憶装置３８に画像を記憶させる。コンピュータ３６はまた、キーボードを有するコンソール４０を介して操作者から指令及び走査用パラメータを受け取る。付設されている視覚表示ユニット４２によって、操作者は、再構成された画像及びコンピュータからのその他のデータを観測することができる。

操作者が供給した指令及びパラメータはコンピュータ３６によって用いられて、ＤＡＳ３２、Ｘ線制御器２８及びガントリ・モータ制御器３０に制御信号及び情報を供給する。加えて、コンピュータ３６は、モータ式テーブル４６を制御するテーブル・モータ制御器４４を動作させて、患者２２をガントリ１２内で配置する。具体的には、テーブル４６は患者２２の少なくとも一部をガントリ開口４８を通して移動させる。

一実施形態では、コンピュータ３６は、フレキシブル・ディスク、ＣＤ−ＲＯＭ、ＤＶＤ、又はネットワーク若しくはインターネットのような他のディジタル・ソース等のコンピュータ読み取り可能な媒体５２からの命令及び／又はデータを読み取る装置５０、例えばフレキシブル・ディスク・ドライブ、ＣＤ−ＲＯＭドライブ、ＤＶＤドライブ、光磁気ディスク（ＭＯＤ）装置、又はイーサネット（商標）装置等のネットワーク接続装置を含めたその他任意のディジタル装置、並びに開発中のディジタル手段を含んでいる。他の実施形態では、コンピュータ３６はファームウェア（図示されていない）に記憶されている命令を実行する。コンピュータ３６は、本書に記載する作用を実行するようにプログラムされており、本書で用いられるコンピュータとの用語は、当技術分野でコンピュータと呼ばれている集積回路のみに限らず、コンピュータ、プロセッサ、マイクロコントローラ、マイクロコンピュータ、プログラマブル論理コントローラ、特定応用向け集積回路、及び他のプログラム可能な回路を広範に指しており、これらの用語は本書では互換的に用いられている。

ＣＴ／ＰＥＴシステム１０はまた、複数の検出器素子（図示されていない）を含むＰＥＴ放出検出器６０を含む第二の撮像モダリティを含んでいる。ＰＥＴ放出検出器６０及びＣＴ検出器アレイ１８は両方とも放射線を検出し、いずれも本書では放射線検出器と呼ばれる。一実施形態では、ＣＴ／ＰＥＴシステム１０は、General Electric Medical Systems社（米国ウィスコンシン州Waukesha）から市販されており、本書に記載するように構成されているＤｉｓｃｏｖｅｒｙ ＬＳ ＣＴ／ＰＥＴシステム（商標）である。他の実施形態では、ＣＴ／ＰＥＴシステム１０は、GE Healthcare社（米国ウィスコンシン州Waukesha）からやはり市販されており、本書に記載するように構成されているＨａｗｋｅｙｅ ＣＴ／ＰＥＴ／ＳＰＥＣＴシステム（商標）である。加えて、医療環境で説明しているが、本書に記載する本発明の利点はまた、全てのマルチ・モダリティ・イメージング・システムに恩恵を齎すと思量される。

検出器アレイ１８は、各々が複数の素子２０を有する複数の横列（図示されていない）を有しており、素子２０は患者２０を透過するＸ線１６を検出する。検出器アレイ１８で受光される減弱した放射線ビーム１６の強度は、患者２４によるＸ線ビーム１６の減弱量に依存している。この実施形態の例では、対象２４は患者２４である。アレイ１８の各々の検出器素子２０が、検出器の位置でのビーム強度の測定値である別個の電気信号を発生する。全ての検出器２０からの強度測定値が別個に取得されて、透過プロファイルを形成する。

この実施形態の例では、Ｘ線源１４及び検出器アレイ１８は、Ｘ線ビーム１６が患者２４と交差する角度が定常的に変化するように撮像平面内で撮像される患者２４の周りをガントリ１２と共に回転する。一つのガントリ角度での検出器アレイ１８からの一群のＸ線減弱測定値すなわち投影データを「ビュー」と呼ぶ。患者２４の「走査（スキャン）」は、Ｘ線源１４及び検出器１８が一回転する間に様々なガントリ角度又はビュー角度において形成される一組のビューを含んでいる。

アキシャル・スキャン（軸方向走査）では、投影データを処理して、患者２４を通して得られる二次元スライスに対応する画像を構築する。一組の投影データから画像を再構成する一方法に、当業界でフィルタ補正逆投影法と呼ばれるものがある。この方法は、積分減弱測定値を各ピクセルでの患者の減弱を表わす画像に変換する。減弱測定値は典型的には、ＣＴ数の単位又はハンスフィールド単位に変換される。

全走査時間を短縮するために、「ヘリカル」・スキャン（螺旋走査）を行なうことができる。「ヘリカル」・スキャンを行なうためには、患者２４を移動させながら所定の数のスライスのデータを取得する。かかるシステムは、一回のファン・ビーム・ヘリカル・スキャンから単一の螺旋を生成する。ファン・ビームによって悉く写像された螺旋から投影データが得られ、投影データから各々の所定のスライスにおける画像を再構成することができる。

ヘリカル・スキャンのための再構成アルゴリズムは典型的には、収集したデータにビュー角度及び検出器チャネル番号の関数として加重する螺旋加重アルゴリズムを用いる。明確に述べると、フィルタ補正逆投影法の前に、ガントリ角度及び検出器角度の両方の関数である螺旋加重ファクタに従ってデータに加重する。次いで、加重したデータを処理してＣＴ数を生成すると共に、患者２４を通して得られる二次元スライスに対応する画像を構築する。

マルチ・スライスＣＴ／ＰＥＴシステム１０の動作時には、多数の投影が多数の検出器横列について同時に取得される。ヘリカル・スキャンの場合と同様に、フィルタ補正逆投影法の前に加重関数が投影データに適用される。

加えて、本書で既に述べたように、システム１０はまた、陽電子放出断層写真法（ＰＥＴ）を実行するように構成されている。動作時には、陽電子すなわち正電荷を帯びた電子又は反電子が、サイクロトロン又は他の装置を用いて生成された放射性核種によって放出される。診断撮像で最も頻繁に用いられる放射性核種は、フッ素１８（１８Ｆ）、炭素１１（１１Ｃ）、窒素１３（１３Ｎ）及び酸素１５（１５Ｏ）である。放射性核種は、グルコース又は二酸化炭素のような物質に組み込まれることにより、「放射性医薬品」と呼ばれる放射性トレーサとして用いられる。

典型的な用法では、放射性医薬品が患者２４のような患者に注入されて、器官又は血管等の構造に蓄積したものが撮像される。特定の放射性医薬品が幾つかの器官内で濃縮することが公知であり、又は血管の場合には特定の放射性医薬品が血管壁によって吸収されないことが公知である。濃縮の過程はしばしば、グルコース代謝、脂肪酸代謝及び蛋白質合成のような過程に関係する。

放射性医薬品が関心のある器官内で濃縮した後に、放射性核種が崩壊している間に、放射性核種は陽電子を放出する。陽電子は電子に遭遇するまで極く短距離を移動し、電子に遭遇すると消滅して２個の光子に変換される。この消滅事象は、撮像、具体的には光子放出断層写真法（ＰＥＴ）を用いた医用撮像に関係する二つの特徴によって特徴付けられる。第一に、各々の消滅光子は消滅時に約５１１ｋｅＶのエネルギを有している。第二に、２個の消滅光子は実質的に反対の方向に向かう。

ＰＥＴ撮像では、消滅の全体的な位置を三次元で識別することができれば、関心のある器官の三次元画像を再構成して観察することができる。消滅位置を検出するために、例えば放出検出器６０のようなＰＥＴカメラが用いられる。例示的なＰＥＴカメラは、複数の検出器と、他のものの中でも特に同時検出サーキットリを含むプロセッサとを含んでいる。

同時検出サーキットリ（図示されていない）は、撮像区域の両側に本質的に位置する検出器に対応した本質的に同時的なパルス対を識別する。従って、同時パルス対は、消滅事象が、関連する一対の検出器の間の直線上で起こったことを示す。数分間の取得時間にわたって数百万の消滅が記録され、各々の消滅は例えばＤＡＳ３２を介して特定の検出器対と関連付けられる。取得時間の後に、記録された消滅データは幾つかの異なる周知の逆投影手順の任意のものを介して用いられて、関心のある器官の三次元画像を構築することができる。

本書で用いる場合には、単数形で記載されており単数不定冠詞を冠した要素又はステップとの用語は、排除を明記していない限りかかる要素又はステップを複数備えることを排除しないものと理解されたい。さらに、本発明の「一実施形態」に対する参照は、所載の特徴を同様に組み入れている他の実施形態の存在を排除しないものと解釈されたい。

また、本書で用いられる「画像を再構成する」との表現は、画像を表わすデータが生成されるが可視画像は形成されないような本発明の実施形態を排除するものではない。従って、本書で用いられる「画像」との用語は可視画像及び可視画像を表わすデータの両方を広く指す。但し、多くの実施形態は少なくとも１枚の可視画像を形成する（か又は形成するように構成されている）。

本書で既に述べたように、ＣＴ／ＰＥＴシステム１０は、システム１０のＣＴモダリティを動作させて生成されるデータを利用して、システム１０のＰＥＴモダリティの動作時に利用される減弱補正ファクタを生成するように構成されている。明確に述べると、ＣＴ走査時に生成されるＣＴデータから放出減弱補正ファクタ（ＣＴＡＣ）が導かれ、このときＣＴシステムは、最良のＣＴ画質を形成する間隔及び手法でＣＴデータを生成し、同じＣＴデータを利用して、減弱補正されたＰＥＴ画像を形成するように構成されている。

さらに明確に述べると、この実施形態の例では、ＣＴ／ＰＥＴイメージング・システム１０を利用して患者２４を走査し、複数のＣＴ画像を形成する（ブロック１０２）。本書で述べているように、「画像」との用語は、可視画像及び可視画像を表わすデータの両方を広く指す。次いで、形成された画像を利用して、複数のＣＴ減弱補正ファクタを生成する。

図３は、陽電子放出断層写真法（ＰＥＴ）データを補正する例示的な方法１００を示す流れ図である。この実施形態の例では、方法１００は、複数の計算機式断層写真法（ＣＴ）画像データを生成するステップ１０２と、ＣＴ画像データの一部を選択するステップ１０４と、複数の放出減弱補正（ＣＴＡＣ）ファクタを生成するために、選択されたＣＴデータを処理するステップ１０６と、ＰＥＴ減弱補正マップを形成するために、ＣＴデータの軸方向位置及びスライス厚、並びにＰＥＴデータの軸方向位置及びスライス厚に基づいて決定される加重でＣＴＡＣファクタに加重するステップ１０８と、減弱補正されたＰＥＴ画像を形成するために、形成された減弱補正マップを利用するステップ１１０とを含んでいる。ＣＴ画像データを放出減弱ファクタ（ＣＴＡＣ）に変換する工程１０６は、放出分解能に適合するようにＣＴ画像の分解能を低下させるステップと、ＣＴピクセル値、公称Ｘ線管電圧設定、並びに放出エネルギでの水及び骨の減弱係数に基づく変換を用いてＣＴ単位を減弱係数に変換するステップとを含んでいる。

代替的には、全ての選択されたＣＴ画像が、ｋＶのような特性が同じであり、同じ変換ファクタを用いてＣＴ単位から放出減弱係数へ変換することが可能である場合には、ＣＴ画像単位を減弱に変換する工程１０６が処理１０８の後に実行されてもよい。

図４は、複数の減弱補正ファクタ（ＣＴＡＣ）を形成するのに利用することのできるＣＴ撮像データを選択する例示的な方法１０２を示す流れ図である。さらに明確に述べると、ＣＴ走査が実行された後に、生成されたＣＴ画像データは操作者によって利用されて、ＰＥＴ走査を実行すべき位置又は座標を決定する。例えば、ＣＴ走査が胴領域全体にわたって実行されている場合に、操作者が、ＰＥＴ走査を胴領域の一部のみについて行なうことを望む場合がある。従って、操作者は生成されたＣＴデータ及び／又はＣＴ画像を利用して、ＰＥＴ走査を実行すべき所望の軸方向座標を決定する。

従って、ステップ１２０において、各々の対象ＰＥＴスライスについてＣＴデータを検索して、ＣＴデータが、同じ系列すなわち同じ検査の範囲内にあり、ＰＥＴ走査を実行するのに利用される座標と同じ座標すなわち同じ患者配向を含む撮像データを含むか否かを判定する。さらに明確に述べると、ＣＴデータを解析してＣＴデータのスライス位置を決定し、ＣＴスライス・データのいずれかが対象ＰＥＴスライスの範囲内に含まれるか否かを判定する。例えば、ＣＴデータを解析して、形成されるべきＰＥＴスライスの軸方向位置の範囲内にＣＴスライスが含まれるか否かを判定する。ＣＴ撮像データの一部が選択されたら、選択されたＣＴ画像の軸方向位置がステップ１２２で決定される。さらに明確に述べると、対象ＰＥＴスライスの範囲内の各々のＣＴスライスのそれぞれの開始及び終了が決定される。選択されたＣＴ画像の軸方向位置がステップ１２２で決定された後に、選択された画像をステップ１２４で解析して、ＣＴ画像のいずれかが所望のＰＥＴ走査領域と重なり合っているか否か、及び／又は所望のＰＥＴ走査領域内に多数のＣＴ画像が存在するか否かを判定する。

図５（Ａ）〜図５（Ｆ）を参照して説明すると、ＣＴ画像データを解析して、ＣＴデータのいずれかが所望のＰＥＴ走査領域内に含まれるか否かを判定する。例えば、図５（Ａ）はＰＥＴ走査領域内にある複数の重なり合っていない隣接するＣＴ画像を示し、図５（Ｂ）はＰＥＴ走査領域内にある複数の重なり合ったＣＴ画像を示し、図５（Ｃ）はＰＥＴ走査領域内にある複数の重なり合っていないＣＴ画像を示し、ここでは各々の画像又はスライスは一定の距離だけ離隔しており、図５（Ｄ）はＰＥＴ走査領域内にある複数の重なり合った画像及び重なり合っていないＣＴ画像を示し、図５（Ｅ）はＰＥＴ走査領域内にＣＴ画像又はスライスが位置していないことを示し、図５（Ｆ）は１枚のＣＴ画像の少なくとも一部がＰＥＴ走査領域内に位置しており、第二のＣＴスライスがＰＥＴ走査領域外に位置している場合を示している。

従って、ステップ１２４においてＰＥＴ走査領域が複数の重なり合ったＣＴ画像を含むと判定された場合（図５（Ｂ）に示す）、同じ位置に多数のＣＴ画像が存在すると判定された場合（図５（Ｄ）に示す）、及び／又はＰＥＴ走査領域外に位置する少なくとも１枚のＣＴ画像が存在すると判定された場合（図５（Ｅ）及び図５（Ｆ））には、選択されるＣＴ画像はステップ１２６で利用される。代替的には、ステップ１２４において複数の重なり合っていない画像が判定された場合（図５（Ａ）及び図５（Ｃ）に示す）には、重なり合っていない画像はさらなる処理のために加重アルゴリズム１３０に送られる。

例えば、ステップ１２６では、ＣＴ画像データを解析して、ＣＴ画像データのいずれかが、例えば図５（Ａ）、図５（Ｂ）、図５（Ｃ）、図５（Ｄ）及び図５（Ｆ）のように同径の視野（ｄＦＯＶ）の範囲内で採取されたか否かを判定する。ステップ１２６で同じｄＦＯＶ内にＣＴ撮像データが存在している場合には、ステップ１３０において、相対的に大きいｄＦＯＶでの選択されたＣＴ画像データを加重アルゴリズムに送る。代替的には、選択されたｄＦＯＶの範囲内に選択されたＣＴ撮像データが存在しない場合、例えば図５（Ｅ）の場合には、ＣＴ撮像データはステップ１２８に送られ、ここで画像データは共に平均され、次いで、ステップ１３０で加重アルゴリズムに送られる。

この実施形態の例では、ＣＴＡＣデータを形成するのに利用されるＣＴ撮像データを選択するステップ１０２は、全ての適当な医用画質のＣＴデータを利用して、操作者が特定のＣＴ手法を利用して身体の異なる部分に所望のＣＴデータ画質を生ずることを可能にしつつ、ＰＥＴ減弱補正ファクタを生成することを容易にしている。

次いで、選択された画像データは加重アルゴリズム１３０を利用して加重され（ブロック１０８）、この加重アルゴリズムは、選択されたＣＴ画像データを利用して、選択されたＣＴ画像データを減弱補正マップとも呼ばれる一組の減弱補正ファクタに結合するように構成されており、次いで、減弱補正ファクタを用いてＰＥＴ画像を減弱補正する（ブロック１１０）。動作時には、加重アルゴリズム１３０は、ＣＴＡＣデータの品質を制御するために用いられる二つのファクタを利用してパラメータ化される。第一のファクタは計算の軸方向終点で適用される最大許容補外であり、第二のファクタはＣＴ画像データにおける最大間隙である。さらに明確に述べると、動作時に、２枚のＣＴスライスの少なくとも一部がＰＥＴスライスの軸方向境界内に位置している場合すなわち図５（Ａ）、図５（Ｂ）、図５（Ｃ）、図５（Ｄ）及び図５（Ｆ）に示すような場合に、加重アルゴリズム１３０は、ＣＴ画像データに基づいて決定される４種の入力を受け取るように構成され又はプログラムされている。

ｂｅｇｉｎ＿ｐｅｔ：ＰＥＴスライスの開始の軸方向位置（ｍｍ）、
ｅｎｄ＿ｐｅｔ：ＰＥＴスライスの終了の軸方向位置、
ｂｅｇｉｎ＿ｃｔ：ＣＴスライスの開始の軸方向位置、及び
ｅｎｄ＿ｃｔ：ＣＴスライスの終了の軸方向位置。
この４種の入力を利用して、加重アルゴリズム１３０は次式に従って加重ファクタを算出する。

Ｂ＝ｍａｘ（［ｂｅｇｉｎ＿ｐｅｔ，ｂｅｇｉｎ＿ｃｔ］）
Ｅ＝ｍｉｎ（［ｅｎｄ＿ｐｅｔ，ｅｎｄ＿ｃｔ］）
加重ファクタ＝Ｅ−Ｂ
式中、ｍａｘ［ａ，ｂ］はａ及びｂの大きい方を返し、ｍｉｎ［ａ，ｂ］はこれら二つの値の小さい方を返す。

ＰＥＴスライスの積分和にＣＴスライスを加算するときには、ＣＴスライスは自身の加重で乗算され、加重ファクタの積分は記憶される。全てのＣＴスライスが和スライスに加算された後に、和スライスはＰＥＴスライスに寄与する全てのスライスについての加重ファクタの積分で除算される。選択随意で、ＰＥＴスライスの軸方向境界内にＣＴスライスが位置していない場合（全ての加重がゼロである図５（Ｅ）の場合）には、次の加重計算が実行される。

ｄｉｓｔ＿ｌｏｗｅｒ
＝ａｂｓ（ｐｅｔスライス中心−下方ＣＴスライス中心）（図５（Ｅ）の「ｂ」）
ｄｉｓｔ＿ｕｐｐｅｒ
＝ａｂｓ（ｐｅｔスライス中心−上方ＣＴスライス中心）（図５（Ｅ）の「ａ」）
ｗｅｉｇｈｔ＿ＣＴ＿ｌｏｗｅｒ
＝ｄｉｓｔ＿ｕｐｐｅｒ／（ｄｉｓｔ＿ｌｏｗｅｒ＋ｄｉｓｔ＿ｕｐｐｅｒ）
ｗｅｉｇｈｔ＿ＣＴ＿ｕｐｐｅｒ
＝１．０−ｗｅｉｇｈｔ＿ＣＴ＿ｌｏｗｅｒ
式中、ａｂｓは絶対値を取ることを定義しており、全てのスライス中心はｍｍ単位での軸方向位置である。次いで、加重を乗法によって下方ＣＴスライス及び上方ＣＴスライスに適用する。利用時には、ＰＥＴスライス中心に近い中心を有するＣＴスライスほど加重が大きくなる。次いで、これらの加重を用いて、２枚のＣＴ画像から得られたＰＥＴスライスの減弱の加重平均を算出する。

本書に記載する方法及び装置は、ＰＥＴ画像から減弱及び散乱の影響を除去するために利用することのできる減弱補正マップを形成することを容易にする。明確に述べると、複数の減弱補正ファクタ（ＣＴＡＣ）が、ＣＴ目的の診断品質画像を形成するためにも有用であるＣＴ走査時に形成される。例えば、同じ患者について診断目的で実行されるＣＴ走査は、異なる位置で、異なるスライス厚を用いて、ヘリカル・スキャン手法、アキシャル・スキャン手法及び／又はシネ／ゲート式スキャン手法時に、造影剤を用いて／用いずに異なるｋＶを用いて、傾きを用いて及び／又は用いずに、取得され得る。

動作時には、ＰＥＴ走査データは患者の体長に沿った一連の軸方向フレームとして取得されて処理される。ＣＴＡＣに用いることのできるＣＴデータの例としては、限定しないが、１対１の例すなわち１枚のＣＴ画像が唯１枚のＰＥＴスライスをカバーする例、薄いＣＴスライスの例すなわち１よりも多いＣＴ画像がＰＥＴスライスＣＴＡＣに寄与する例、狭い間隔の厚いＣＴスライスの例すなわち多数のＣＴ画像をＰＥＴスライスＣＴＡＣのために共に平均する例、結合型ＣＴ手法の例すなわち幾つかの軸方向位置には薄いＣＴスライスが位置し、他の位置には厚いＣＴスライスが位置する例、間隙によって離隔されたＣＴ画像スライスの例すなわち画像を補間して近接したＣＴ画像を用いてＰＥＴスライスＣＴＡＣを生成する例等がある。

従って、本書に記載する方法は、操作者が現実的な臨床シナリオにおいて臨床的に有用なＣＴ画像を形成することを可能にし、特定の診断シナリオについて設定された最適なＣＴ画像を形成するような間隔及び手法で、またＰＥＴパラメータに適合させるように２回目のＣＴ走査を実行する必要なしに関連するＰＥＴデータについてのＣＴ式減弱補正ファクタを生成するような間隔及び手法で、ＣＴデータを生成することを容易にする。

結果として、本書に記載する加重方式及びデータ選択ルーチンは、ＰＥＴ−ＣＴシステムの操作者が、スキャナのＣＴ部分から入手可能な臨床的に最適なＣＴデータから、スキャナのＰＥＴ部分に必要とされる補正データを生成することを可能にする。より多くのＣＴ撮像方法を両方の目的に用いることが可能になり、またＣＴ診断の観点から臨床的に最適とは言えない態様で患者をＣＴによってＣＴＡＣを得るために走査することを必要とする現状での制限を取り除く。

本発明は、例えば限定しないが陽電子放出断層写真法（ＰＥＴ）及び計算機式断層写真法（ＣＴ）のような異なるモダリティを用いて走査を行なうことが可能なマルチ・モーダル・イメージング・システムに関する。マルチ・モードとマルチ・モダリティとの相違は、マルチ・モード・システムは異なるモード（例えばフルオロ・モード及びトモシンセシス・モード）で走査を実行するのに用いられ、マルチ・モーダル・システム（マルチ・モダリティ・システム）は異なるモダリティ（例えばＣＴ及びＰＥＴ）で走査を実行するのに用いられることにある。本発明の利点は、例えば限定しないがＣＴ／ＰＥＴイメージング・システムのような全てのマルチ・モダリティ・イメージング・システムに恩恵を齎すと思量される。

本発明を様々な特定の実施形態について記載したが、当業者であれば、特許請求の範囲の要旨及び範囲内にある改変を施して本発明を実施し得ることが理解されよう。

ＣＴイメージング・システムの実施形態の見取り図である。 図１に示すシステムのブロック模式図である。 陽電子放出断層写真法（ＰＥＴ）データを補正する方法を示す流れ図である。 図３に示す方法の一部を示す流れ図である。 図３に示す方法の一部の見取り図である。

符号の説明

１０ ＣＴ／ＰＥＴシステム
１２ ガントリ
１４ Ｘ線源
１６ Ｘ線ビーム
１８ 検出器アレイ
２０ 検出器素子
２２ 対象又は患者
２４ 患者
２６ 制御機構
２８ Ｘ線制御器
３０ ガントリ・モータ制御器
３２ ＤＡＳ
３４ 画像再構成器
３６ コンピュータ
３８ 記憶装置
４０ コンソール
４２ 表示ユニット
４４ テーブル・モータ制御器
４６ テーブル
４８ ガントリ開口
５０ 装置
５２ コンピュータ読み取り可能な媒体
６０ ＰＥＴ放出検出器
１００ 方法
１０２ 生成する
１０４ 選択する
１０６ 処理する
１０８ 加重する
１１０ 利用する
１２０ ステップ
１２２ ステップ
１２４ ステップ
１２６ ステップ
１２８ ステップ
１３０ 加重アルゴリズム

Claims (10)

1. 内部に患者ボアを有するＣＴ（計算機式断層写真法）ユニットと、
   内部に患者ボアを有するＰＥＴ（陽電子放出断層写真法）ユニットと、
   前記ＣＴユニット及びＰＥＴユニットの運動を制御するように前記ＣＴユニット及びＰＥＴユニットに結合されて通信する制御機構と、
   前記ＣＴユニット及びＰＥＴユニットに結合されているコンピュータ（３６）と、
   を備えた患者（２２）を撮像するイメージング・システム（１０）であって、前記コンピュータは、
   複数の計算機式断層写真法減弱補正（ＣＴＡＣ）ファクタを生成するために、ＣＴデータの選択された部分を処理し（１０６）、
   ＰＥＴ減弱補正マップを形成するために、前記ＣＴデータの軸方向位置及びスライス厚、並びにＰＥＴデータの軸方向位置及びスライス厚に基づいて決定される加重で前記ＣＴＡＣファクタに加重し（１０８）、
   減弱補正されたＰＥＴ画像を形成するために、前記形成された減弱補正マップを利用する（１１０）
   ようにプログラムされている、イメージング・システム（１０）。
2. 前記コンピュータ（３６）はさらに、
   前記ＣＴデータのスライス位置を決定し、
   前記ＣＴスライス・データのいずれかがＰＥＴ走査領域の軸方向位置の範囲内に位置するか否かを判定するために、前記決定されたスライスを解析し、
   前記ＰＥＴ走査領域の前記軸方向位置の範囲内に配置されている少なくとも２枚のＣＴスライスを選択する
   ようにプログラムされている、請求項１に記載のイメージング・システム（１０）。
3. 前記コンピュータ（３６）はさらに、前記ＰＥＴ走査領域内の各々の選択されたＣＴスライスの開始及び終了を決定するようにプログラムされている、請求項２に記載のイメージング・システム（１０）。
4. 前記コンピュータ（３６）はさらに、前記選択されたＣＴスライスのいずれかが前記ＰＥＴ走査領域の範囲内に位置するか否かを判定するようにプログラムされている、請求項３に記載のイメージング・システム（１０）。
5. 前記コンピュータ（３６）はさらに、前記ＰＥＴ走査領域内のＣＴスライスの量を決定するようにプログラムされている、請求項４に記載のイメージング・システム（１０）。
6. ２枚のＣＴスライスの少なくとも一部が前記ＰＥＴ走査領域の範囲内に含まれる場合に、前記コンピュータ（３６）はさらに、次式
   Ｂ＝ｍａｘ（［ｂｅｇｉｎ＿ｐｅｔ，ｂｅｇｉｎ＿ｃｔ］）
   Ｅ＝ｍｉｎ（［ｅｎｄ＿ｐｅｔ，ｅｎｄ＿ｃｔ］）
   加重ファクタ＝Ｅ−Ｂ
   に従って前記少なくとも２枚のＣＴスライスについて加重を決定し、式中、
   ｂｅｇｉｎ＿ｐｅｔは、前記ＰＥＴスライスの開始の軸方向位置（ｍｍ）であり、
   ｅｎｄ＿ｐｅｔは、前記ＰＥＴスライスの終了の軸方向位置であり、
   ｂｅｇｉｎ＿ｃｔは、前記ＣＴスライスの開始の軸方向位置であり、
   ｅｎｄ＿ｃｔは、前記ＣＴスライスの終了の軸方向位置である、
   請求項５に記載のイメージング・システム（１０）。
7. 前記ＰＥＴ走査領域の範囲内にＣＴスライスが含まれない場合に、前記コンピュータ（３６）はさらに、次式
   ｗｅｉｇｈｔ＿ＣＴ＿ｌｏｗｅｒ
   ＝ｄｉｓｔ＿ｕｐｐｅｒ／（ｄｉｓｔ＿ｌｏｗｅｒ＋ｄｉｓｔ＿ｕｐｐｅｒ）
   ｗｅｉｇｈｔ＿ＣＴ＿ｕｐｐｅｒ
   ＝１．０−ｗｅｉｇｈｔ＿ＣＴ＿ｌｏｗｅｒ
   に従って２枚の最近接のＣＴスライスについて加重を決定するようにプログラムされており、式中、
   ｄｉｓｔ＿ｌｏｗｅｒ
   ＝ａｂｓ（ｐｅｔスライス中心−下方ＣＴスライス中心）
   ｄｉｓｔ＿ｕｐｐｅｒ
   ＝ａｂｓ（ｐｅｔスライス中心−上方スライス中心）
   である、請求項５に記載のイメージング・システム（１０）。
8. コンピュータ読み取り可能な媒体に具現化されており、陽電子放出断層写真法（ＰＥＴ）を補正するコンピュータ・プログラムであって、
   複数の計算機式断層写真法減弱補正（ＣＴＡＣ）ファクタを生成するために、ＣＴデータの選択された部分を処理し（１０６）、
   ＰＥＴ減弱補正マップを形成するために、前記ＣＴデータの軸方向位置及びスライス厚、並びに前記ＰＥＴデータの軸方向位置及びスライス厚に基づいて決定される加重で前記ＣＴＡＣファクタに加重し（１０８）、
   減弱補正されたＰＥＴ画像を形成するために、前記形成された減弱補正マップを利用する（１１０）
   ように構成されているコンピュータ・プログラム。
9. 前記ＣＴデータのスライス位置を決定し、
   前記ＣＴスライス・データのいずれかがＰＥＴ走査領域の軸方向位置の範囲内に位置するか否かを判定するために、前記決定されたスライスを解析し、
   前記ＰＥＴ走査領域の前記軸方向位置の範囲内に配置されている少なくとも２枚のＣＴスライスを選択する
   ようにさらにプログラムされている請求項８に記載のコンピュータ・プログラム。
10. 前記ＰＥＴ走査領域内の各々の選択されたＣＴスライスの開始及び終了を決定し、
    前記選択されたＣＴスライスのいずれかが前記ＰＥＴ走査領域の範囲内に位置するか否かを判定するようにさらにプログラムされている請求項９に記載のコンピュータ・プログラム。

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