JP2011053210A - 断層写真法画像における運動補正 - Google Patents

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Abstract

【課題】局所的な関心領域において運動補正を提供することにより断層写真法撮像での定量的精度を高める。
【解決手段】撮像方法（５００）が、関心領域について同期放出断層写真法画像を再構成するステップ（５０４）と、この同期放出断層写真法画像と関心領域の計算機式断層写真法画像との間の不一致を調節するステップ（５０８）と、同期放出断層写真法画像を位置合わせするステップ（５１２）と、運動補正済み画像を形成するように位置合わせ済み同期放出断層写真法画像を結合するステップ（５１２）とを含んでいる。
【選択図】図４

Description

本発明は一般的には、断層写真法撮像に関し、さらに具体的には、断層写真法撮像に用いられる局所レベルでの運動補正の方法及びシステムに関する。
断層写真法撮像は、健康管理サービスの不可欠な部分となってきた。断層写真法撮像の例としては、陽電子放出断層写真法（ＰＥＴ）撮像、単光子放出計算機式断層写真法（ＳＰＥＣＴ）撮像、Ｘ線計算機式断層写真法（ＣＴ）撮像、及び磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）等がある。ＣＴ撮像では、Ｘ線が身体を通して伝播されて、身体の他方の側で検出される。Ｘ線は遭遇した身体構造に依存して異なる程度に減弱されて、身体の構造的特徴を示す画像を生ずる。しかしながら、ＣＴ撮像は生物学的過程及び生物学的機能に対して特に感度が高い訳ではない。
一方、ＰＥＴ撮像は様々な生物学的過程及び生物学的機能の画像を形成する。ＰＥＴ撮像では、走査される被検体又は患者にトレーサを含む溶液が注射される。トレーサは、放射性フッ素を含む糖の一形式である１８Ｆ−フルオロ−２−デオキシグルコース（ＦＤＧ）のように比較的短い半減期を有する放射性同位体を含む医薬品化合物である。トレーサは、被検体内の病変のように特定の生物学的過程又は生化学的過程が発生する部位に誘引されるように構成され得る。トレーサは、これらの生物学的過程及び生化学的過程が発生している被検体の１又は複数の器官に移動して、典型的には取り込まれる。例えば、癌細胞はトレーサを代謝することができ、ＰＥＴスキャナが癌性領域を照明した画像を形成することを可能にする。放射性同位体は崩壊するときに陽電子を放出し、陽電子は短い距離を移動した後に電子と共に消滅する。陽電子飛程とも呼ばれるこの短い距離は典型的には、通常の被検体では１ｍｍ程度である。この消滅は、実質的に反対の方向に伝播する２個の高エネルギ・フォトンを生成する。
ＰＥＴ撮像は、走査域の周囲で通常は環形パターンに構成されているフォトン検出器アレイを用い、この検出器アレイに被検体又は少なくとも被検体の注目部分が配置される。検出器アレイが短いタイミング・ウィンドウの内部で２個のフォトンを検出するときに、所謂「同時計数（coincidence）」が記録される。これらのフォトンを受け取った二つの検出器を結ぶ線を同時計数線（line of response、ＬＯＲ）と呼ぶ。画像の再構成は、崩壊した放射性同位体がＬＯＲの何らかの位置に位置するとの前提に基づく。比較的短い陽電子飛程は、無視されてもよいし、再構成時に補償されてもよい。各々の同時計数は、二つの検出器を表わす二つの項目と、検出時刻を表わす一つの項目との三つの項目によって一覧に記録され得る。この一覧の同時計数を１又は複数のサイノグラムにグループ分けすることができる。サイノグラムは典型的には、画像再構成アルゴリズムを用いて処理されて、被検体の容積測定医用画像を得る。しかしながら、ＰＥＴ撮像は、ＣＴスキャナ及びＭＲＩスキャナのような他の形式のスキャナほど十分に構造の詳細を一般に与える訳ではない。
ＰＥＴ−ＣＴスキャナは、ＣＴスキャナ及びＰＥＴスキャナの両方を単一の患者中孔の周囲に設置して含んでいる。ＰＥＴ−ＣＴスキャナは、ＣＴ画像に空間的に位置合わせされたＰＥＴ画像を含む融合画像を形成する。ＰＥＴ−ＣＴスキャナは、ＰＥＴ走査によって示される機能的特徴及び生物学的特徴を、ＣＴ走査によって照明される構造に関して正確に位置決定し得るという利点を与える。典型的なＰＥＴ−ＣＴ走査では、患者は先ずＣＴ走査を受け、次いでＰＥＴ走査を受けた後にスキャナから退出する。ＣＴデータ及びＰＥＴデータが取得された後に、ＰＥＴ−ＣＴスキャナがデータを処理してＰＥＴ−ＣＴ融合画像を形成する。
米国特許出願第２００８／００９５４１４号
患者の呼吸による運動は、ＰＥＴ画像の定量的整合性を低下させる重要な要因である。呼吸運動は、体動によるボケから病変のコントラスト希薄化を生ずる。定量化に影響し得る第二の要因は、ＰＥＴ取得とＣＴ取得との間の運動に起因する不正確な減弱補正である。ＰＥＴ画像及びＣＴ画像の呼吸同期（呼吸ゲート）式取得は、運動によるボケを減少させることができる。呼吸同期式取得では、各回の呼吸サイクル時のデータが分割されて、各々の画分又はゲート毎に独立した画像を形成する。これらの画像の各々が、非同期画像と比較して運動によるボケを減少させる。しかしながら、各々のゲートが非同期画像よりも少ない計数を有するため、ボケの減少は画像雑音の増加を代償とする。
独立した各同期画像の位置合わせに続いてこれらの画像を加算することが、画像雑音を増加させることなく運動によるボケを減少させる方法である。しかしながら、全身画像の位置合わせは、整合的に実行するのが困難であることが判明している。従って、局所的な関心領域において運動補正を提供することにより断層写真法撮像での定量的精度を高めることが望ましい。
本書に開示される一実施形態によれば、撮像方法が、関心領域について同期放出断層写真法画像を再構成するステップと、この同期放出断層写真法画像と関心領域の計算機式断層写真法画像との間の不一致を調節するステップと、同期放出断層写真法画像を位置合わせするステップと、運動補正済み画像を形成するように位置合わせ済み同期放出断層写真法画像を結合するステップとを含んでいる。
本書に開示されるもう一つの実施形態によれば、撮像方法が、計算機式断層写真法画像及び放出断層写真法画像を取得するステップと、定量化関心領域を指定するステップと、関心領域について同期放出断層写真法画像を再構成するステップと、同期放出断層写真法画像と計算機式断層写真法画像との間の関心領域の不一致を調節するステップと、同期放出断層写真法画像に減弱不一致補正を施すステップと、同期放出断層写真法画像を位置合わせするステップと、運動補正済み画像を形成するように位置合わせ済み同期放出断層写真法画像を結合するステップとを含んでいる。
本書に開示されるもう一つの実施形態によれば、イメージング・システムが、少なくとも一つの受信器と、処理システムとを含んでおり、少なくとも一つの受信器は計算機式断層写真法画像及び放出断層写真法画像を取得し、処理システムは、関心領域について同期放出断層写真法画像を再構成し、同期放出断層写真法画像と計算機式断層写真法画像との間の関心領域の不一致を調節し、同期放出断層写真法画像に減弱不一致補正を施し、同期放出断層写真法画像を位置合わせして、運動補正済み画像を形成するように位置合わせ済み同期放出断層写真法画像を結合する。
本発明の上述の特徴、観点及び利点並びに他の特徴、観点及び利点は、添付の図面を参照して以下の詳細な説明を読むとさらに十分に理解されよう。図面全体を通して類似の符号は類似の部分を表わす。
ＰＥＴ−ＣＴイメージング・システムの模式図である。 ＣＴシステム・アーキテクチャの一実施形態を示す図である。 ＰＥＴシステム・アーキテクチャの一実施形態を示す図である。 本書に開示される各観点による運動補正を提供する方法の流れ図である。 本書に開示される各観点による不一致調節工程の一実施形態を示す図である。 本書に開示される各観点による不一致調節工程のもう一つの実施形態を示す図である。 本書に開示される各観点による不一致調節工程のもう一つの実施形態を示す図である。
本書に開示される各実施形態は、断層写真法撮像に運動補正を提供する撮像方法を含んでいる。この方法は初めに、関心領域について呼吸同期ＰＥＴ画像及びＣＴ画像を再構成する。ＰＥＴ走査中の患者の運動は、ＰＥＴ画像とＣＴ画像との不一致を齎す。この不一致を、対応する同期ＰＥＴ画像とＣＴ画像との間で調節する。不一致の調節はＰＥＴ画像において実行され、関心領域での運動を補正する。次いで、減弱不一致補正が同期ＰＥＴ画像に施される。次いで、各同期ＰＥＴ画像を位置合わせする。従って、得られる画像は、局所的な運動が補正された画像となる。本書で用いる場合には、単数不定冠詞及び定冠詞を冠したもののような単数形は、文脈が明らかに他を指示していない限り複数の指示対象を含む。
図１は、ＰＥＴ−ＣＴスキャナ１００の実施形態の一例を示す。ＰＥＴ−ＣＴスキャナ１００は、筐体１２０の中孔の周りに装着されたＣＴシステム２００及びＰＥＴシステム３００を含み得る。ＰＥＴ−ＣＴスキャナ１００はまた、患者テーブル１１３、テーブル寝台１１４、処理ユニット１５０、及び制御ステーション１１５を含み得る。患者テーブル制御器（図示されていない）が、制御ステーション１１５から受け取った命令に応答してテーブル寝台１１４を中孔の内部に移動させることができる。制御ステーション１１５は、表示器、及び例えばキーボード、マウス、又は他の同様の入力／制御装置のような１又は複数の入力装置を含み得る。キーボード及び付設されている入力装置によって、操作者は、ＰＥＴ−ＣＴスキャナ１００の動作、及び得られる画像の表示器での表示を制御することができる。
処理ユニット１５０は、１又は複数のプロセッサ、１又は複数のメモリ、及び画像処理用の他の関連する電子回路を含み得る。処理ユニット１５０は、制御ステーション１１５を操作する操作者の制御の下で、ＣＴシステム２００及びＰＥＴシステム３００によって取得されたデータを処理することができる。
図２は、本発明の実施形態の一例によるＰＥＴ−ＣＴシステム１００のＣＴシステム２００の主な構成要素を示す。ＣＴシステム２００の各構成要素は、ＣＴ検出器２００を支持する筐体１２０及び図１に示す処理ユニット１５０の両方に収容され得る。ＣＴシステム２００は、被検体２０を通る軸を実質的に横断するＸ線ビーム２０４を被検体２０に照射することによりＸ線断層写真法撮像を実行する。軸は、器官又は他の組織構造のような関心対象２２の全体的に中心に位置し得る。被検体２０は軸の方向に沿って並進するテーブル寝台１１４（図１に示す）に位置し、これによりＸ線ビーム２０４による被検体２０の容積測定部分の照射を可能にすることができる。
ＣＴシステム２００は線源−検出器アセンブリを含んでいてよく、線源−検出器アセンブリは実施形態の一例では軸の周りを回転可能なガントリ２１２を含み得る。Ｘ線管のようなＸ線源２１４がガントリ２１２に装着されて、ガントリ２１２の回転と共に回転することができる。Ｘ線源２１４はコリメート用要素（図示されていない）を含んでいてよく、ガントリ２１２に対して線源２１４の反対側に配設されている検出器アレイ２１６に向かってＸ線のビーム２０４を投射することができる。
検出器アレイ２１６は多数の個別の検出器素子２１８を含み得る。検出器素子２１８は一括で、対象２２のような被検体２０の内部構造に関する情報を提供することができる。一実施形態では、各々の検出器素子２１８が、入射するＸ線ビーム２０４の部分の強度を示す電気信号を発生し得る。
検出器素子２１８からの信号は、Ｘ線が被検体２０の材料又は物質を横断するときのビーム２０４の減弱度を示し得る。一実施形態では、線源２１４が被検体２０の周りを回転して走査動作を実行することができ、これによりＣＴシステム２００はＸ線データを取得する。もう一つの実施形態では、側面部分に線源２１４を取り付けたガントリ２１２が被検体２０の軸の周りを回転して、多数の異なる照射角又は「ビュー角度」からＸ線データを収集することができる。
線源２１４の回転動作は制御／インタフェイス・システム２２０によって制御され得る。制御／インタフェイス・システム２２０は、処理ユニット１５０に存在するサーバ・コンピュータを含んでいてよく、操作者は制御ステーション１１５及び／又は他の入力装置によって制御／インタフェイス・システム２２０と相互作用（対話）することができる。制御／インタフェイス・システム２２０は、軸の周りの回転速度の制御及びテーブル１１３とガントリ２１２との相対的位置の制御のように、被検体２０に対するガントリ２１２の配置のための制御を提供することができる。また、制御部２２２が、線源２１４のＸ線発生（電力及びタイミング）に対する制御を提供することができる。制御／インタフェイス・システム２２０はまた、データ取得システム（ＤＡＳ）２２４を含んでいてよく、データ取得システム２２４は検出器素子２１８から発生される検出器信号をサンプリングして、サンプリングされたデータをさらなる処理のためにディジタル・データへ変換する。
また、やはり処理ユニット１５０に収容され得る再構成エンジン２３０が、サンプリングされてディジタル化されたデータ（「投影データ」とも呼ぶ）をＤＡＳ２２４から受け取って、画像再構成を実行してＣＴ画像を形成することができる。一実施形態では、再構成エンジン２３０は別個のプロセッサ２３２及び／又はメモリ２３４を含み得る。複数の投影ビューを含む投影データからＣＴ画像を再構成するために様々なアルゴリズムを利用することができる。一般的には、ＣＴ画像はＤＩＣＯＭ（医療におけるディジタル画像と通信）規格に準ずる形式で形成され得る。ＤＩＣＯＭ規格は、２基のＤＩＣＯＭ準拠システムが通信するための網プロトコルを規定している。
一実施形態では、再構成エンジン２３０は、再構成されたＣＴ画像を記憶又はさらなる処理のために、例えばやはり処理ユニット１５０に存在し得るシステム管理コンピュータ２４０へ送ることができる。コンピュータ２４０はＣＰＵ（プロセッサ）２４２及び／又は少なくとも一つのメモリ２４４を含み得る。
図３は、ＰＥＴ−ＣＴイメージング・システムのＰＥＴシステム３００の一実施形態を示す。ＰＥＴシステム３００は、患者中孔の周りに配設された検出器環アセンブリ３１１を含み得る。検出器環アセンブリ３１１は、中心軸に沿って隔設されており円筒形の検出器環アセンブリを形成する多数の検出器環を含み得る。検出器環アセンブリ３１１の各々の検出器環は検出器モジュール３２０で形成されていてよい。各々の検出器モジュール３２０が、例えばゲルマン酸ビスマス（ＢＧＯ）で形成され得る個別の検出器結晶のアレイ（例えば６×６アレイ）を含み得る。他の様々な検出器結晶又は材料を設けてもよい。検出器結晶は患者から放出されるγ線を検出し、応答してフォトンを発生することができる。一実施形態では、検出器結晶のアレイは４個の光電子増倍管（ＰＭＴ）の前方に配置され得る。シンチレーション事象が検出器結晶の一つにおいて発生するとき、例えば患者から放出されたγ線が検出器結晶の一つによって受光されるときに、ＰＭＴはアナログ信号を発生することができる。一組の取得回路３２５が筐体１２０（図１に示す）の内部に装着されており、これらの信号を受信して事象の座標（例えば検出されたγ線の位置）及びγ線の全エネルギを示すディジタル信号を発生することができる。これらの信号はケーブル３２６を通じて事象位置決め回路３２７へ送られ得る。もう一つの実施形態では、各々の取得回路３２５はまた、シンチレーション事象が発生した時刻を示す事象検出パルス（ＥＤＰ）を発生することができる。
事象位置決め回路３２７は、取得回路３２５によって発生される信号を周期的にサンプリングするデータ取得プロセッサ３３０の一部を形成し得る。プロセッサ３３０は、構内網３１８及びバックプレーン・バス３３１での通信を制御する取得ＣＰＵ３２９を有し得る。事象位置決め回路３２７は、各々の有効事象に関する情報をまとめて、事象が起こった時刻、及び事象を検出した検出器結晶の位置を正確に示す一組のディジタル数とする。この事象データ・パケットは、やはりデータ取得プロセッサ３３０の一部である同時計数検出器３３２に伝達され得る。
同時計数検出器３３２は、事象位置決め回路３２７からの事象データ・パケットを受け入れて、これらのデータ・パケットの何れか二つが同時発生しているか否かを決定することができる。この例では、同時発生（同時計数）は多数の要因によって決定され得る。第一に、各々の事象データ・パケットの時間マーカが、例えば１２．５ナノ秒のように互いの何らかの時間内にあることが要求され得る。第二に、二つの事象データ・パケットによって示される各位置が、患者中孔の視野（ＦＯＶ）を通る直線に位置することが要求され得る。同時計数検出器３３２の詳細な説明については米国特許第５，２４１，１８１号「Coincidence Detector For A PET Scanner」を参照されたい。この特許を参照によりその全体として本出願に援用する。同時発生事象対は位置決定されて、リンク３３３を通じて記憶サブシステム３５０へ伝達される同時計数データ・パケットとして記録され得る。記憶サブシステム３５０では、ソータ３３４がルックアップ・テーブルを用いて同時計数事象を三次元投影平面形式としてソートすることができる。ソータ３３４の詳細な説明については米国特許第５，２７２，３４３号「Sorter For Coincidence timing Calibration In A PET Scanner」を参照されたい。この特許を参照によりその全体として本出願に援用する。
検出された事象は動的ヒストグラム・メモリ（ヒストグラマ３３５）に記憶されて、ここで半径、投影角度及び他のパラメータによって順序付けされる。例えば、飛行時間差（Time-of-Flight、ＴＯＦ）型ＰＥＴスキャナでは、２個のフォトンの到達時刻の差も記録され得る。加えて、フォトンのエネルギに関する情報も用いられ得る。特定のフレームのＰＥＴデータは、未処理データ・ディスク３３６に書き込まれ得る。ＴＯＦ型ＰＥＴ撮像は時間差測定を可能にし、例えば検出器の一つによる一つの事象の記録と他の検出器による他の事象の記録との間の時間量を決定する。従って、事象がこれら二つの検出器の間の中点で発生している場合には、時間差はゼロとなる。事象が一方の検出器に近接して発生すると、他方の検出器が観測するまでに遅延が生ずる。このように、ＴＯＦは消滅の発生点をさらに正確に予測することを可能にし、これによりさらに正確な撮像を齎す。最終的に、事象の位置決定が改善されることにより画像データの雑音が減少し、画質の向上、撮像時間の短縮、及び患者への線量の低下が得られる。
図３に示すように、ＰＥＴシステム３００は、例えば予測型再構成マネージャ（ＰＲＭ）、計算ジョブ・マネージャ（ＣＪＭ）及びＰＥＴ画像プロセッサ（ＰＥＴ ＩＰ）のような１又は複数の付加的なプロセッサ３４５を含み得る。プロセッサ３４５は、記憶サブシステム３５０のアレイ・プロセッサ３３７と相互作用して投影平面形式ＰＥＴデータを処理して減弱補正済みＰＥＴ画像にすることができる。
ＰＥＴシステム３００はまた、計算機式断層写真法減弱補正（ＣＴＡＣ）サーバ３４２を含み得る。ＣＴＡＣサーバ３４２は、処理ユニット１５０において走行する独立した工程を実行することができる。ＣＴＡＣ工程は、ＣＴシステム２００からＣＴ画像データを受け取って、このＣＴ画像データをＣＴＡＣデータへ変換することができる。例えば、ＣＴＡＣ工程は、ＣＴシステムから要求を受け取り、双一次アルゴリズム又は他のアルゴリズムを実行してデータをＣＴ画像単位（Ｈｕ）からＰＥＴ５１１ｋｅＶ減弱係数（ｃｍ−１）へ変換することができ、ＣＴ画像からＰＥＴデータのＣＴＡＣ補正を生成することができる。一旦、ＣＴ画像がＣＴＡＣデータへ変換されると、ＣＴＡＣサーバ３４２がＣＴＡＣデータを記憶サブシステム３５０の未処理データ・ディスク３３６に書き込むことができる。同時に、記録がＰＥＴデータベース３４８へ送信されて、ＣＴＡＣデータへのデータ・リンク（ＣＴＡＣ記録）を作成することができる。
ＰＥＴシステム３００はまた、ＣＴ画像及びＰＥＴ画像を受け取るＰＥＴ−ＣＴ画像プロセッサ４１０を含み得る。患者はテーブル寝台１１４の同じ位置に留まりつつ両方の走査を受けるので、ＣＴ画像及びＰＥＴ画像を互いに対して空間的に位置合わせすることができる。位置合わせは、患者の運動を検出すると共に予測することにより達成され得る。ＰＥＴ−ＣＴ画像プロセッサ４１０は、入力されたＣＴ画像及びＰＥＴ画像を用いてＰＥＴ−ＣＴ融合画像を形成する。
図１〜図３に示す構成は例示的なものであることを認められたい。例えば、ＰＥＴ−ＣＴスキャナ１００は、様々な付加的な作用を果たすために異なる構成又は異なる数のプロセッサ、メモリ、及び／又は他のハードウェアを含んでいてよく、これらの構成要素は制御ステーション１１５のような他の場所、又は他のサーバ若しくは処理ユニットに配置され得る。また、ＰＥＴ−ＣＴシステム１００を様々な走査需要に合わせてさらに構成し又はカスタマイズし得ることを認められたい。
図４は、本発明による運動補正を提供する撮像方法５００の一実施形態の流れ図を示す。方法５００は、局所的な関心領域において運動補正を提供し、図１〜図３を参照して記載されているＰＥＴ−ＣＴシステムと共に用いられる。最初に、同期ＰＥＴデータ、及び同期ＣＴデータ又は非同期ＣＴデータが、ＰＥＴシステム及びＣＴシステムによってそれぞれ収集される。一実施形態では、呼吸同期式又は心拍同期式のような同期（ゲート）手法を用いることができる。定量化関心領域がブロック５０２において指定される。関心領域は、例えば病変であっても病変の一部であってもよい。関心領域は、非同期の減弱補正ＰＥＴ画像の断面変換（multi-planar）表示から指定され得る。代替的には、関心領域は、ＣＴ画像、ＰＥＴ画像又はＰＥＴ−ＣＴ画像に対して走行する自動アルゴリズムによって指定され得る。
ブロック５０４において、関心領域の高分解能同期ＰＥＴ画像がキーホール（keyhole）画像再構成を用いて再構成される。キーホール画像再構成の手順は、２００９年３月２６日に出願され共有されている同時係属中の米国特許出願第１２／４１２１６０号「KEYHOLE COMPUTED TOMOGRAPHY」に詳細に記載されている。この特許出願を参照によりその全体として本出願に援用する。このキーホール画像再構成手法を用いて同期ＰＥＴ画像を再構成する。
次いで、ブロック５０６では、関心領域が同期ＰＥＴ画像及びＣＴ画像の各々においてセグメント分割される。自動、半自動、又は手動の輪郭描写（delineation）手法を用いて関心領域をセグメント分割することができる。
患者の運動はＰＥＴとＣＴとの間に不一致又は整列不正を齎し、ＰＥＴデータ及びＣＴデータが融合されると不正確な画像が生ずる。ＣＴ画像及び同期ＰＥＴが比較されて、対応する同期ＰＥＴ画像とＣＴ画像との間の不一致が算出される。一実施形態では、不一致は、ブロック５０８において同期ＰＥＴ画像を対応するＣＴ画像と比較することにより同期ＰＥＴ画像において調節される。関心領域の基準特徴がＣＴ画像及び同期ＰＥＴ画像において選択される。同期ＰＥＴ画像の不一致は、基準特徴に基づいて同期ＣＴ画像を同期ＰＥＴ画像に整列させることにより調節される。特徴は、関心領域の質量中心又は関心領域の任意の位置に位置していてよい。同期ＰＥＴ画像の調節によって、患者の運動によるＣＴデータとＰＥＴデータとの間の整列不正が補正される。明確に述べると、関心領域における運動が補正される。
次いで、ブロック５１０において減弱不一致補正が同期ＰＥＴ画像に施される。減弱補正を施す一つの手順が、２００８年５月９日に出願され共有されている同時係属中の米国特許出願第１２／１１８１７０号「SYSTEM AND METHOD FOR IMAGE-BASED ATTENUATION CORRECTION OF PET/SPECT IMAGES」に詳細に記載されている。この特許出願を参照によりその全体として本出願に援用する。また、代替的な手順が、キーホール画像再構成法を用いて同期ＰＥＴデータを改めて再構成するステップから成り、この場合には整列済みのＣＴ画像が減弱補正に用いられる。
次いで、各同期ＰＥＴ画像がブロック５１２において位置合わせされて結合される。幾つかの位置合わせ手法を適用することができる。一実施形態では、同期ＰＥＴ画像は剛体型位置合わせ又は非剛体型位置合わせによって基準ゲートに位置合わせされて、共に加算される。もう一つの実施形態では、画像は同期ＰＥＴ画像の質量中心を整列させることにより位置合わせされ、次いで加算される。もう一つの実施形態では、加重和のように、加重がデータ及び／又は位置合わせ品質の関数となっているような加重係数が用いられる。例えば、各ゲートが異なる持続時間を有する場合には、長時間のゲートが短時間のゲートよりも大きい加重を受けるものとする。同様に、位置合わせ品質が低い場合には加重も小さくするものとする。一例として、関心領域を整列するためにセグメント分割を用いる場合には、例えばジャカール指数（Jaccard index）又はダイス係数（Dice coefficient）によって測定されるような整列及びセグメント分割後の領域の類似性を用いて、位置合わせの信頼性尺度を与えることができる。また、他の位置合わせ方法が、類似性尺度を最大化することを試み、かかる尺度の最終値を用いて加重を決定することができる。
もう一つの実施形態では、同期画像がブロック５１２において位置合わせされて結合され、ここでは位置合わせされた画像が加重和の加算の代わりに超解像（super-resolution）アルゴリズムを用いて結合される。位置合わせ後の低分解能画像の超解像結合は、単一の高分解能画像を生ずる（例えばM. Irani and S. Peleg. 1991,“Super Resolution From Image Sequences”ICPR, 2:115--120, June 1990）。超解像アルゴリズムは、周波数領域アルゴリズム又は空間領域アルゴリズムの何れであってもよい。
もう一つの実施形態では、位置合わせからの運動ベクトルが、運動補償型の標的視野限定（targeted）キーホール再構成に用いられ、ここでは関心領域の単一の運動補正済み画像が全ての同期データから再構成される。前述の実施形態と同様に、位置合わせでの信頼性が低い場合には加重係数を用いてゲートの寄与を減少させる（又は除去する）ことができる。
次いで、ブロック５１４では、関心領域を表示することができる。表示は、局所運動補正済み画像を与える。ブロック５１６では、関心領域の定量化を実行することができる。もう一つの実施形態では、定量化を個別の同期画像において実行することができる。関心領域の容積の平均及び標準偏差のような統計学的パラメータ、又は複数の呼吸ゲートにわたる標準集積値（standardized uptake values、ＳＵＶ）を求めることができる。この値は、最終的な測定の統計学的品質に対するフィードバックを提供する。もう一つの実施形態では、個々の同期画像の定量的パラメータを用いて、異常値ゲート拒絶を行ない、又は運動補正済み同期ＰＥＴ画像を結合するときに用いられるべき加重係数を決定することができる。一例として、セグメント分割が整列に用いられている場合には、関心領域の容積は類似したゲートについて類似するものと期待される。従って、容積が一つのゲートにおいて他のゲートと比較して異なっている場合には、セグメント分割が失敗したので整列後の同期画像を結合するときには小さい（又は０の）加重が用いられるべきであるとの指示を与える。
図５は不一致調節工程５１８の一実施形態を示す。呼吸同期されたＣＴ画像及びＰＥＴ画像が再構成される。一例として、図には８枚の同期ＣＴ画像５２０及び８枚の同期ＰＥＴ画像５２２が示されており、１〜８の番号を付されている。同期ＰＥＴ画像５２２の各々が対応する同期ＣＴ画像５２０と比較される。例えば、第一の同期ＰＥＴ画像は、対応する第一の同期ＣＴ画像と比較される。第一の同期ＰＥＴ画像及び第一の同期ＣＴ画像の質量中心５２４の不一致が算出される。一実施形態では、不一致は、第一の同期ＣＴ画像を移動させて第一の同期ＣＴ画像の質量中心を第一の同期ＰＥＴ画像の質量中心に整列させることにより調節される。同様に、全ての対応する同期ＣＴ画像と同期ＰＥＴ画像との間の不一致が調節される。
次いで、減弱不一致補正が不一致調節済み同期ＰＥＴ画像５２５に施される。次いで、同期ＰＥＴ画像は位置合わせされ５２６、同期ＣＴ画像と融合されて運動補正済み画像５２８を与える。従って、局所的な関心領域での患者の運動の影響は、対応する同期ＣＴ画像と同期ＰＥＴ画像との間の不一致を調節することにより補正される。
図６に示すようなもう一つの実施形態５３０では、多数の同期ＣＴ画像の代わりに単一のＣＴ画像５３２が用いられる。同期ＰＥＴ画像５３４の各々を単一のＣＴ画像５３２と比較して不一致を調節することができる。次いで、減弱不一致補正が不一致調節済み同期ＰＥＴ画像５３５に施される。次いで、同期ＰＥＴ画像は位置合わせされ５３６、同期ＣＴ画像と融合されて運動補正済み画像５３８を与える。
図７を参照して述べると、もう一つの実施形態５５０では、同期ＰＥＴ画像５５２は減弱不一致補正を施される前に位置合わせ５５４される。位置合わせを用いて変形ベクトルが得られ、減弱不一致補正及びＰＥＴ画像整列の工程がステップ５５６の一段として結合されている。位置合わせ後のＰＥＴゲート５２２はＲ１〜Ｒ８と参照され、減弱補正後のＰＥＴゲートはＡ１〜Ａ８と参照されている。この実施形態は、単一の（非同期の）ＣＴ画像５５８が入手可能である場合に特に有利である。次いで、元の同期ＰＥＴ画像を単一のＣＴに整列させることができ、減弱不一致補正５５８によってＰＥＴ画像をＣＴ位置までシフトさせることができ、これによりあらゆる不一致を調節することができる。例えば、減弱不一致補正及び整列のステップはキーホール再構成工程を用いて結合されることができ、この工程では、関心領域の単一の運動補正済み画像５６０が、ＣＴ位置を基準として用いることにより全ての同期データから再構成される。
従って、本発明の撮像方法は、ＣＴ−ＰＥＴ撮像時に局所的に運動補正を施す方法を提供する。上述の方法は、図１〜図３に関して記載されるようなＣＴ−ＰＥＴシステム・アーキテクチャに組み入れられる。一実施形態では、ＰＥＴ−ＣＴ画像プロセッサ４１０（図３に示す）が、この方法、特に不一致調節を実行する処理システムとして用いられる。表示器４２０（図３に示す）を用いて、運動補正済みＰＥＴ画像又はＣＴ−ＰＥＴ融合画像を表示する。
ここでの議論ではＸ線ＣＴイメージング・システム及びＰＥＴシステムに特定的な言及が為されているが、本発明の手法はこれらのシステムにも如何なる特定の形式のイメージング・システム又はモダリティにも限定されないことを認められたい。一般的には、本発明の手法を用いて、例えばＣＴ−ＳＰＥＣＴ及びＣＴ−ＭＲＩのような他の断層写真法撮像の組み合わせについて局所的運動補正を提供することができる。
上述のような目的及び利点の全てが必ずしもあらゆる特定の実施形態に従って達成され得る訳ではないことを理解されたい。従って、例えば当業者は、本書に記載されるシステム及び手法は本書に教示されるような一つの利点又は一群の利点を達成し又は最適化するような態様で具現化され又は実施され得るのであって、本書に教示され又は示唆され得るような他の目的又は利点を必ずしも達成しなくてもよいことを認められよう。
発明の幾つかの特徴のみを本書で図示して説明したが、当業者には多くの改変及び変形が想到されよう。従って、特許請求の範囲は、本発明の真意に含まれるような全ての改変及び変形を網羅するものとすることを理解されたい。
２０ 被検体
２２ 関心対象
１００ ＰＥＴ−ＣＴスキャナ
１１３ 患者テーブル
１１４ テーブル寝台
１１５ 制御ステーション
１２０ 筐体
１５０ 処理ユニット
２００ ＣＴシステム
２０４ Ｘ線ビーム
２１２ ガントリ
２１４ Ｘ線源
２１６ 検出器アレイ
２１８ 検出器素子
２２０ 制御／インタフェイス・システム
２２２ 制御部
２２４ データ取得システム
２３０ 再構成エンジン
２３２ プロセッサ
２３４ メモリ
２４０ システム管理コンピュータ
２４２ ＣＰＵ
２４４ メモリ
３００ ＰＥＴシステム
３１１ 検出器環アセンブリ
３１８ 構内網
３２０ 検出器モジュール
３２５ 取得回路の組
３２６ ケーブル
３２７ 事象位置決め回路
３２９ 取得ＣＰＵ
３３０ データ取得プロセッサ
３３１ バックプレーン・バス
３３２ 同時計数検出器
３３３ リンク
３３４ ソータ
３３５ 動的ヒストグラム・メモリ
３３６ 未処理データ・ディスク
３３７ アレイ・プロセッサ
３４２ ＣＴＡＣサーバ
３４５ 付加的なプロセッサ
３４８ ＰＥＴデータベース
３５０ 記憶サブシステム
４１０ ＰＥＴ−ＣＴ画像プロセッサ
４２０ 表示器
５００ 撮像方法
５０２ 関心領域の指定
５０４ 再構成ブロック
５０６ セグメント分割ブロック
５０８ 不一致調節ブロック
５１０ 減弱不一致ブロック
５１２ 位置合わせ及び結合ブロック
５１４ 表示ブロック
５１６ 定量化ブロック
５１８ 不一致調節工程の一実施形態
５２０ 同期ＣＴ画像
５２２ 同期ＰＥＴ画像
５２４ 質量中心
５２６ 同期ＰＥＴ画像の位置合わせ
５２８ 運動補正済み画像
５３０ もう一つの実施形態
５３２ 単一のＣＴ画像
５３４ 同期ＰＥＴ画像
５３５ 不一致調節済み同期ＰＥＴ画像
５３６ 同期ＰＥＴ画像の位置合わせ
５３８ 運動補正済み画像
５５０ もう一つの実施形態
５５２ 同期ＰＥＴ画像
５５４ 同期ＰＥＴ画像の位置合わせ
５５６ 減弱不一致補正及びＰＥＴ画像整列
５５８ 単一の（非同期）ＣＴ画像
５６０ 運動補正済み画像

Claims (10)

  1. 関心領域について同期放出断層写真法画像を再構成するステップ（５０４）と、
    前記同期放出断層写真法画像と前記関心領域の計算機式断層写真法画像との間の不一致を調節するステップ（５０８）と、
    前記同期放出断層写真法画像を位置合わせするステップ（５１２）と、
    運動補正済み画像を形成するように前記位置合わせ済み同期放出断層写真法画像を結合するステップ（５１２）と
    を備えた撮像方法（５００）。
  2. 不一致を調節する前記ステップ（５０８）は、前記計算機式断層写真法画像（５３２）と前記同期放出断層写真法画像（５３４）との間の前記関心領域の特徴（５２４）の前記不一致を調節するステップを含んでいる、請求項１に記載の方法（５００）。
  3. 前記関心領域の特徴の前記不一致を調節する前記ステップ（５０８）は、前記同期放出断層写真法画像（５３４）の前記特徴の前記不一致を調節するステップを含んでいる、請求項２に記載の方法（５００）。
  4. 前記特徴（５２４）は、質量中心を含む前記関心領域の位置を含んでいる、請求項２に記載の方法（５００）。
  5. 前記同期放出断層写真法画像に減弱不一致補正を施すステップ（５１０）をさらに含んでいる請求項１に記載の方法。
  6. 前記計算機式断層写真法画像は、同期計算機式断層写真法画像（５２０）を含んでいる、請求項１に記載の方法（５００）。
  7. 前記計算機式断層写真法画像及び前記同期放出断層写真法画像をセグメント分割するステップ（５０６）をさらに含んでいる請求項１に記載の方法（５００）。
  8. 前記同期放出断層写真法画像を位置合わせした後に前記関心領域を表示するステップ（５１４）をさらに含んでいる請求項１に記載の方法（５００）。
  9. 計算機式断層写真法−放出断層写真法融合画像を形成して表示するステップ（５１４）をさらに含んでいる請求項１に記載の方法（５００）。
  10. 前記放出断層写真法画像は、陽電子放出断層写真法（ＰＥＴ）画像又は単光子放出計算機式断層写真法（ＳＰＥＣＴ）画像を含んでいる、請求項１に記載の方法（５００）。
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