JP2014062904A - 運動する被検体のｐｅｔ画像データセットの作成方法およびそのための装置 - Google Patents
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Abstract
【課題】低い放射線被曝を維持しながら改善された時間分解能を有するＰＥＴ画像データセット又はＳＰＥＣＴ画像データセットの検出および表示を可能にする。
【解決手段】第１のＰＥＴ開始画像データセット（Ｐ１）を収集又は算出する。解剖学的な特徴を撮像するイメージング装置により少なくとも１つの第１の解剖学的画像データセット（Ｍ１，Ｒ１）を収集する。解剖学的な特徴を撮像するイメージング装置により第２の解剖学的画像データセット（Ｍ２，Ｒ２）を収集する。第１および第２の解剖学的画像データセットから変換規則（Ｔ１２，Ｔ１３，…，Ｔ１ｎ）を算出する。変換規則（Ｔ１２，Ｔ１３，…，Ｔ１ｎ）をＰＥＴ開始画像データセット（Ｐ１）に適用することによってＰＥＴ画像データセット（Ｐ２）を作成する。
【選択図】図１
【解決手段】第１のＰＥＴ開始画像データセット（Ｐ１）を収集又は算出する。解剖学的な特徴を撮像するイメージング装置により少なくとも１つの第１の解剖学的画像データセット（Ｍ１，Ｒ１）を収集する。解剖学的な特徴を撮像するイメージング装置により第２の解剖学的画像データセット（Ｍ２，Ｒ２）を収集する。第１および第２の解剖学的画像データセットから変換規則（Ｔ１２，Ｔ１３，…，Ｔ１ｎ）を算出する。変換規則（Ｔ１２，Ｔ１３，…，Ｔ１ｎ）をＰＥＴ開始画像データセット（Ｐ１）に適用することによってＰＥＴ画像データセット（Ｐ２）を作成する。
【選択図】図１
Description
本発明は、少なくとも部分的に運動する被検体のＰＥＴ画像データセットの作成方法に関する。
ＰＥＴと略称される陽電子放出トモグラフィは、被検体内における放射性物質の分布が表示可能であるイメージング法である。ＰＥＴでは、陽電子を放出する放射性核種が使用され、測定データを収集するために被検体の周囲に検出器リングが配置されている。電子により放出された陽電子の消滅の際に、２つの光子が解放されて、互いに反対方向に飛び出す。検出器リングにより２つの光子が規定の時間枠内に検出された場合、これは、同時発生とみなされ、消滅事象として評価される。陽電子が出発点から出発して互いに反対方向に飛び出すので、検出器を結ぶ線が、いわゆる「応答線（line of response）」であり、ＬＯＲと略称される。
従って、検出された単独の消滅事象は、まだ空間分解能を持っていない情報を供給する。複数の消滅事象を検出して、前述のようにして求めた複数の応答線を重ね合わせることによってはじめて、ＰＥＴ画像データセットを発生させることができる。
使用される放射性核種の放射能とＰＥＴ画像データセットの生成時間との間には関連性がある。被検体としての患者での放射線被曝を少なくするために、弱い放射性物質が使用される。それによって、ＰＥＴ画像データセットを収集するための測定時間は約１分である。従って、ＰＥＴ画像データセットはリアルタイムで表示することができない。リアルタイムイメージングとは、運動を表示することである。運動の種類によって時間枠を予め設定し、その時間枠内において複数の画像データセットを収集すべきである。
実際のリアルタイムイメージングと、疑似リアルタイムイメージングとは区別されるべきである。実際のリアルタイムイメージングの場合には複数の画像データセットが予め設定された時間枠内において収集されるが、疑似リアルタイムイメージングの場合には一部の画像データセットしか収集されない。疑似リアルタイムイメージングの例が、マウス心臓における高分解能磁気共鳴トモグラフィ（ＭＲＴ）である。１分当たり６００の心拍数の場合に、従来技術によれば、周期的な心臓運動の１サイクル内に５個以上の完全なフラッシュ画像データセットを収集することは不可能である。従って、心臓運動がＥＣＧ（心電図）により検出され、ＥＣＧ信号の特定部分、例えばＲ波に依存してトリガ信号が発生させられ、それに続いてフラッシュ画像データセットごとに１つ又は複数のｋ空間ラインが収集される。
それによって、画像データセットの１つの完全な単位を収集するのに数分の時間がかかる。それにも拘らず、測定データに対して常に必要な後処理（ポストプロセッシング）のステップの実行後には、マウス心臓の全運動に関する情報が存在し、心拍動の位相が複数のＭＲ画像データセットにより表示されている。
実際のリアルタイムイメージングの場合、予め設定された時間枠内に複数の画像データセットが収集される。例えば、磁気共鳴検査の際に、被検体の内部器官の運動がＴｒｕｅＦＩＳＰイメージングにより表示される。このイメージングモダリティの他の高速イメージング技術は、ＥＰＩ、ＦＬＡＳＨ、ＨＡＳＴＥおよびＰＲＯＰＥＬＬＥＲである。スピンエコーに基づく方法は、好ましくは、気泡を有する組織において使用され、傾斜磁場エコーに基づく方法は、均一な組織において使用される。
特許文献１から、ＰＥＴ画像データセットにおける運動アーチファクトを低減する方法が知られている。この方法では、ＰＥＴ画像データセットの測定データが、複数の磁気共鳴トモグラフィ画像データセット又はコンピュータトモグラフィ画像データセットに基づいて、運動補正される。ＰＥＴ画像データセットのリアルタイム表示は、もちろん開示されていない。
本発明の課題は、低い放射線被曝を維持しながら改善された時間分解能を有するＰＥＴ画像データセット又はＳＰＥＣＴ画像データセットの取得および表示を可能にする方法および装置を提供することにある。
この課題は、本発明によれば、請求項１によるＰＥＴ画像データセット又はＳＰＥＣＴ画像データセットの作成方法によって解決される。本発明による有利な実施形態は従属請求項の対象である。
以下において、ＰＥＴ画像データセットだけに関して説明するが、その説明は同じようにＳＰＥＣＴ画像データセットにも当てはまる。
本発明によれば、先ずＰＥＴ開始画像データセットおよび解剖学的画像データセットが収集される。画像データセットの収集は、イメージングモダリティに相当する検出器を用いて、測定データ又は生データとも呼ばれる信号を収集し、これらの信号を少なくとも不揮発性メモリに保存し、本発明による方法に従って後処理（ポストプロセシング）し、その後表示又は保存することを意味する。磁気共鳴イメージングにおける後処理ステップは、例えば測定データのソーティング、測定データもしくはソーティングされた測定データのフーリエ変換又はいわゆるゼロフィリングである。
ＰＥＴ開始画像データセットおよび第１の解剖学的画像データセットの収集ステップは時間的な順序を交換可能であり、特にそれらは同時にも行うことができる。
解剖学的画像データセットは、以下において解剖学的イメージングモダリティとも呼ぶ相応のイメージングモダリティにより収集される。そのイメージングモダリティは、例えば磁気共鳴装置又はコンピュータトモグラフィ装置又はＸ線装置又は超音波装置である。そのイメージングモダリティは、ＰＥＴイメージングと比較して同程度の空間分解能でより高い時間分解能を可能にすることが前提である。このイメージングモダリティは、少なくとも変換規則の算出を可能にしなければならない。
従って、解剖学的イメージングモダリティにより、改善された時間分解能、特にリアルタイムイメージングを実現することができる。この時間分解能をＰＥＴ画像データセットに伝達可能にするためには、第１の解剖学的画像データセットの後に、第２の解剖学的画像データセットを収集するとよい。第１の解剖学的画像データセットは、任意の方法、特に僅かな時間分解能を有する方法により収集してよい。周期運動のどの時点で第１の解剖学的画像データセットを収集したかが分かればよい。代わりに、第１の解剖学的画像データセットは、運動していない被検体又は運動していない被検体部分において収集されてもよい。
第１の解剖学的画像データセットに基づいて、第２の解剖学的画像データセットにより運動情報を求めることができ、その結果として１つ又は複数の変換規則を求めることができる。特に、少なくとも解剖学的画像データセットの１つの領域内の各画像エレメントに対して、固有の変換規則を求めることができる。
代替として、第１又は第２の解剖学的画像データセットがセグメント化され、各任意のセグメントについて変換規則を決定してもよい。画像エレメントは一般にピクセル又は画素とも呼ばれる。
変換規則は、画像エレメントが第１の解剖学的画像データセットから出発してどのように移動したかを表す２次元、３次元、又は多次元の数値ベクトルである。第１の解剖学的画像データセットとしては、ＰＥＴ開始画像データセットが収集された時点又は位置において被検体を示すあらゆる解剖学的画像データセットを使用することができる。周期的運動と不規則運動とは区別されるべきである。周期的運動は、例えば被検体の心拍動又は呼吸によって生じる。不規則運動は、とりわけ、例えば被検体が横たわるテーブルの移動に基づく被検体全体の運動である。
以下においては、周期的運動のケースとして、拍動する心臓の例が利用される。心臓の運動は、収縮期と拡張期との２つの主期間に細分される。収縮期には心筋が収縮して血液が心臓から送り出される。これに対し拡張期には血液が心臓内に流入する。収縮期の持続時間は比較的一定であるのに対して、収縮期の持続時間は心拍数が変化すると変化する。流出段階の開始は、ＥＣＧにおいてＲ波と相関し、従ってトリガのための標識として使用可能である。一定の心拍数において拡張期および収縮期は同じままの変化を有する。例えば周期的な心臓運動のＲ波から出発して、又はどれか１つの特定時点を指定する標識から出発して、心臓運動のあらゆる時点で、心臓を描出する画像データセットを算出もしくは測定することができる。特に、第１の解剖学的画像データセットは収縮期の前に、第２の解剖学的画像データセットは収縮期の終端で測定又は算出することが可能である。第１の解剖学的画像データセットと、第２の解剖学的画像データセットとから、任意の個数の変換規則を獲得することができる。これらの変換規則は、１つの特定の画像エレメントが、又は複数の画像エレメントを有する予め設定された部位が、どのように変化したかについての情報を含む。拍動する心臓の場合、変換規則の生成に関して要求が多い。なぜならば、並進運動および回転運動も、心臓の大きさ変化も考慮しなければならないからである。
変換規則が求められたならば、その変換規則がＰＥＴ開始画像データセットに適用される。従って、発生した運動をＰＥＴ開始画像データセットに伝達できるように変換規則を使用することを可能にするためには、ＰＥＴ開始画像データセットと、第１の解剖学的画像データセットとが、周期的運動の同じ時点で被検体を表示しなければならない。このようにして、解剖学的な特徴を撮像するイメージング装置の高い時間分解能を、ＰＥＴ画像データセットに伝達することができる。
疑似リアルタイムイメージングの場合に、完全な一組の解剖学的画像データセットが収集されるとよい。解剖学的画像データセットをインターベンション処置の実施時に使用する際に、第１組の解剖学的画像データセットをその処置の開始前に収集し、処置中に他の組の解剖学的画像データセットを収集するとよい。解剖学的画像データセットの１つは第１の解剖学的画像データセットとして定めることができ、この場合に、その組の他の解剖学的画像データセットが第２の解剖学的画像データセットである。
変換規則は、第１の解剖学的画像データセットに基づいて、各第２の解剖学的画像データセットに対して、少なくとも１つの変換規則を算出することによって求められる。これらの変換規則がＰＥＴ開始画像データセットに適用され、そのようにして、１組の疑似リアルタイムＰＥＴ画像データセットである１組のＰＥＴ画像データセットが得られる。同じままの第１の解剖学的画像データセットに基づいて算出される変換規則は、以下において完全な変換規則と呼ぶ。
代替的な実施形態では、周期的運動の時間経過において相前後する２つの解剖学的画像データセットのもとで開始して少なくとも１つの変換規則を算出することによって、少なくとも１つの変換規則が獲得される。これは、全ての解剖学的画像データセットに関して、各解剖学的画像データセットと、その後に続く解剖学的画像データセットとに対して、少なくとも１つの変換規則が決定されるまで繰り返される。従って、各解剖学的画像データセットは、ある時は第１の解剖学的データセットであり、またある時は第２の解剖学的画像データセットである。この場合には最初に測定されたＰＥＴ開始画像データセットから出発して新たに算出されるＰＥＴ画像データセットの各々が、新たなＰＥＴ開始画像データセットとなる。変換規則のこの種の算出は以下において逐次算出と呼ぶ。
実際のリアルタイムイメージングの場合にも、複数の第２の解剖学的画像データセットの収集時に、変換規則は、第１の解剖学的画像データセットに基づいて完全に又は逐次に算出することができる。
好ましくは、少なくとも１つの変換規則が、第１の解剖学的画像データセットと第２の解剖学的画像データセットとの弾性レジストレーションによって発生させられるとよい。弾性レジストレーション法により、複雑な局所的な歪みを格別に良好に求めることができる。少なくとも１つの変換規則を算出するために、第１および第２の解剖学的画像データセットのそれぞれの部分領域を使用すると、非常に有利である。その際にもちろん常に、解剖学的画像データセットが、被検体の検査領域であってＰＥＴイメージングのためのＰＥＴ信号が由来する領域を少なくとも描出することが前提とされる。さもなければ、変換規則の算出又はＰＥＴ開始画像データセットへの伝達ができないからである。例えば磁気共鳴イメージングの場合には、画像生成時にエリアシング（折返し）を回避するために被検体の横断面全体をスキャンすることが必要である。従って、常に、ＰＥＴ信号が見込まれる被検体の部分を取り巻く大きな領域が撮像される。しかし、解剖学的画像データセットからの変換規則の算出は、ＰＥＴ開始画像データセットが信号を有する領域についてのみ必要である。従って、ＰＥＴ開始画像データセットに基づいて、第１の解剖学的画像データセット内においていわゆる関心領域（ＲＯＩ）を確定し、その確定した関心領域に対して変換規則を算出するとよい。
部分領域を限定するために、ＰＥＴ開始画像データセットの信号強度に対して閾値を予め設定するとよい。
好ましくは、第１および／又は第２の解剖学的画像データセットから、前記部分領域を自動的に算出するとよい。特定の器官を検査する場合、投与装置による器官への薬剤投与によって、解剖学的画像データセットにおいて、その器官をパターン認識アルゴリズムにより自動的に分離することができる。この情報は、最適化された弾性レジストレーション法の使用も可能にする。この弾性レジストレーション法は、変換規則の算出前に被検体の各器官について、例えば最適化された１組の開始値により開始することができる。
もちろん、検査される器官の選択を除いて全ての既述の方法ステップ、算出および測定が少なくとも１つの制御装置により行われることが前提である。
ＰＥＴ開始画像データセットは、運動補正された測定データから算出することが好ましい。最初に既に述べたように、ぼやけとしての運動アーチファクトを最小にするために、ＰＥＴ測定の測定データ又は生データに運動補正を施すことは知られている。この方法は、運動アーチファクトを低減するために、本発明による方法に対して補足的に適用されるとよい。少なくとも１つの変換規則を二重に利用すると非常に有利である。先ず、変換規則はＰＥＴ信号に運動補正を施すために利用される。その後、変換規則はＰＥＴ画像データセットを発生させるためにＰＥＴ開始画像データセットに適用される。
ＰＥＴ測定と、解剖学的な特徴を撮像するイメージング装置による測定とが並行して行われるとよい。コンピュータトモグラフィ装置においても、磁気共鳴装置においても、ＰＥＴ装置、特に検出器リングを組み込むことは知られている。この種のハイブリッド装置においては、画像データセットのレジストレーションが省略できる点で有利である。
第１のＰＥＴ開始画像データセットの収集は、使用される放射性薬剤の型および線量と要求される信号雑音比に依存して規定時間、例えば１分を要する。第１のＰＥＴ開始画像データセットの収集後に測定されるＰＥＴ測定データは、他のＰＥＴ開始画像データセットの発生のため使用することができ、あるいは連続的に信号雑音比を高めるべくＰＥＴ開始画像データセットに加えることができる。第２の解剖学的画像データセットおよび第２のＰＥＴ画像データセットの収集前に、部分的に被検体を監視下で移動すると非常に有利である。この実施形態は、腫瘍を評価する際に使用するとよい。解剖学的画像データセットにおいて視認できない腫瘍は、周囲の組織、例えば胸膜又は腹膜と癒合した状態で移動させられる場合に周囲組織と一緒に移動させられるので、解剖学的画像データセットにおいて変化を起こさせる。少なくとも１つの変換規則の算出後に、その変換規則がＰＥＴ開始画像データセットに適用される。それによって、第２の解剖学的画像データセットにおいて第１の解剖学的画像データセットに対比して描出される運動が第１のＰＥＴ開始画像データセットに伝達される。この算出されたＰＥＴ画像データセットと、被検体の運動後、特に移動後に収集されるＰＥＴ画像データセットと比較すると、腫瘍と周囲組織との癒合に関する尺度が得られる。完全な癒合の場合には、算出されたＰＥＴ画像データセットと測定されたＰＥＴ画像データセットとの１００％の一致が得られ、癒合でない場合には、完全に等しい信号がもはや生じない。これらの極端な状態は、たいてい現実とならない。何故ならば、例えば完全に自由状態にある腫瘍の場合にも、隣接する組織のために自由度が少なく、従って一致が避けがたいからである。
腫瘍の移動は針又はカテーテルにより行うことができる。これらのインターベンション器具は解剖学的画像データセットにおいて視認可能である。それらの器具をＰＥＴ画像データセットにおいて表示させたい場合には、ＰＥＴ画像データセット中に放射性薬剤が存在しなければならない。放射性薬剤はインターベンション器具の遠位端部の空洞に格納されるとよく、又は器具内の孔を通してインターベンション中にはじめてインターベンション器具中に導入されてもよい。
更に、本発明は、解剖学的特徴を撮像するイメージング装置、特に磁気共鳴装置又はＸ線装置又はコンピュータトモグラフィ装置又は超音波装置と、ＰＥＴ装置又はＳＰＥＣＴ装置と、制御装置とを含む、少なくとも１つのＰＥＴ画像データセット又はＳＰＥＣＴ画像データセットを作成するためのイメージング装置にも関する。
制御装置における先に述べた方法は、ソフトウェアとして実現することができるが、（固定配線された）ハードウェアとして実現してもよい。
以下における本発明の有利な実施形態の説明から本発明の他の利点、特徴および独自性を明らかにする。
以下に示された諸図は本発明による方法を単純化して示す。一つにはこの方法を２次元で示しているが、同じようにして３次元で実施することができる。そのために変換規則は３次元で作成されている。更に、表示要素の中心点および並進に関する変換規則だけが示されている。もちろん、レジストレーション方法、特に弾性レジストレーションを行うレジストレーション方法が知られており、本発明による方法においても、運動する被検体のために、より複雑な変換規則をもたらすことができる。これらの条件に基づいて、変換規則は、矢印により表示できる２次元ベクトルに単純化されている。
後にアラビア数字を付した表記、例えばＭ１，Ｍ２およびＭ３は、時間的な順序の表示を目ざしている。従って、ＭＲ画像データセットＭ２はＭＲ画像データセットＭ１の後に収集されている。明白に言及していない場合に、絶対的に見た第１、第２および第３のＭＲ画像データセットであると解釈する必要はない。同じように、小文字を後に付して使用している。これは順序が定まらない数を示す。しかし、例えば記号Ｍｏは、このＭＲ画像データセットがＭＲ画像データセットＭｎの後に取得されたことを示す。
図１は、本発明による方法の基本的な流れを示す。ステップＳ１において２つの解剖学的画像データセットが収集され、これらの画像データセットからステップＳ２において変換規則が求められる。ステップＳ１およびＳ２の前に、又はステップＳ１およびＳ２の期間中に、又はステップＳ１およびＳ２の後に、ステップＳ３においてＰＥＴ開始画像データセットＰ１が収集される。このＰＥＴ開始画像データセットＰ１には、ステップＳ４として、ステップＳ２において得られた変換規則が適用される。それによってＰＥＴ画像データセットＰ２が発生される。このＰＥＴ画像データセットＰ２は、直ぐ次のステップにおいて、単独に又は第２の解剖学的画像データセットとの組み合わせで、表示装置１に表示し、又は不揮発性メモリ２に保存することができ、又はその表示と保存の両方を行うことができる。
ステップＳ１による２つの解剖学的画像データセットの収集の期間は、ステップＳ３に基づくＰＥＴ開始画像データセットの収集時間、例えば１分よりも遥かに短い時間、例えば２秒である。それによって、ＰＥＴ画像データセットＰ２は、もしもＰＥＴ画像データセットＰ２が測定された場合におけるよりも遥かに迅速に発生される。このようにしてＰＥＴ画像データセットを迅速に更新し、特にリアルタイムで表示することができる。それによって、ＰＥＴ画像データセットにより、ＰＥＴ装置の時間分解能以下にある運動を表示することができる。
図２は、磁気共鳴装置の助けによる運動補正なしのＰＥＴ画像データセットの作成を示す。先ず、ＰＥＴ開始画像データセットＰ１が収集されて表示される。被検体の運動に起因して、ＰＥＴ開始画像データセットＰ１内に描出される放射性核種の信号３は、擦って塗り付けたように表示される。被検体の輪郭４は一般に視認可能でないが、より良い位置確認のためにだけ示されている。
ＰＥＴ開始画像データセットＰ１の収集後に又は収集期間中に、第１の解剖学的画像データセットとしてＭＲ画像データセットＭ１が収集される。これは被検体５の横断面を胃６の高さにおいて描出する。胃の中心が中心点７により表されている。撮像シーケンスとしては、短い測定時間を実現するためにＴｒｕｅＦＩＳＰシーケンスが使用される。
ＭＲ画像データセットＭ１の後にＭＲ画像データセットＭ２が収集され、それらのＭＲ画像データセットＭ１およびＭ２から変換規則Ｔ１２が求められ、その変換規則がＰＥＴ開始画像データセットＰ１のデータ点に適用される。これ以外に既に述べたように、図示の簡略化のために、単に１つの変換規則Ｔ１２がＰＥＴ信号３の中心点８にだけ適用される。もちろん、並進のみならず回転および拡張も考慮するために、ＰＥＴ開始画像データセットＰ１の各画像エレメントについて固有の変換規則を求めることができる。それによって、変換規則Ｔ１２に含まれるベクトルだけＰＥＴ信号３が移動されているＰＥＴ画像データセットＰ２が得られる。画像データセットＰ１，Ｐ２，Ｐ３，Ｐ４およびＰｎにおいて被検体５および胃６の輪郭が、画像データセットＰ１，Ｐ２，Ｐ３，Ｐ４およびＰｎでは描出できないにもかかわらず、より良い位置確認のために破線で示されている。
ＭＲ画像データセットＭ２に続いてＭＲ画像データセットＭ３が取得され、ＭＲ画像データセットＭ１およびＭ３により変換規則Ｔ１３が獲得される。変換規則Ｔ１３をＰＥＴ画像データセットＰ１に適用することによって、算出されたＰＥＴ画像データセットＰ３が得られる。
この経過は、ＭＲ画像データセットＭ４，…，Ｍｎ、それぞれ算出される変換規則Ｔ１４，…，Ｔ１ｎおよびＰＥＴ画像データセットＰ４，…，Ｐｎにより続けられ、第２のＰＥＴ開始画像データセットＰｏが測定されたときに終わる。第２のＰＥＴ開始画像データセットＰｏの収集は、ＭＲ画像データセットＭ２〜Ｍｎの収集に並行して行われる。
変換規則Ｔ１２，…，Ｔ１ｎがそれぞれ第１の磁気共鳴画像データセットＭ１に基づいて決定されているので、変換規則Ｔ１２，…，Ｔ１ｎは完全な変換規則である。
第２のＰＥＴ開始画像データセットＰｏの終端位相において測定されるＭＲ画像データセットＭｏは、そのＰＥＴ開始画像データセットＰｏと共に、新たなＰＥＴ画像データセットＰｐ，Ｐｑ，…を求めるための新たな出発基礎を成す。基本的には、本発明による方法を実施するために、改めて第２のＰＥＴ開始画像データセットを必要としないが、しかし、それによってデータベースが最新状態に保たれる。
ＰＥＴ画像データセットの純粋な測定時にＰＥＴ開始画像データセットＰ１およびＰｏだけが約１分の時間間隔を使用している間、本発明による方法によってこのような時間間隔をＰＥＴ画像データセットＰ２〜Ｐｎで埋めることができる。このようにしてＰＥＴ画像データセットＰ１〜Ｐｎが、ＰＥＴ情報のリアルタイム表示を可能にする一組の画像データを形成する。それによって、これらのＰＥＴ情報は例えばインターベンション処置の際に使用することができる。
検査又はインターベンション処置の際には、ＭＲ画像データセットおよびＰＥＴ画像データセットが繰り返し収集される。特定の時間インターバル後には、その都度新たなＰＥＴ開始画像データセットの準備ができており、その新たなＰＥＴ開始画像データセットに対して新たに算出された変換規則が適用される。
図３は、画像データセットの好ましい表示形態を示す。対応するＭＲ画像データセットとＰＥＴ画像データセットとが重ねて表示される。これにより一連の合成画像データセットＭｉ＋Ｐｉがもたらされる。ただし、ｉは任意の数を表している。各合成画像データセットは、必要ならばその算出直後に表示装置１に表示され、これに並行して不揮発性メモリ２に保存される。
図４は、変換規則の算出のための代替案を示す。変換規則を常に第１のＭＲ画像データセットＭ１に基づいて算出する代わりに、変換規則が、逐次に、１つのＭＲ画像データセットから次のＭＲ画像データセットに対して、例えばＭ３からＭ４に対して決定される。それにより、相応の表記法では、変換規則Ｔ１２，Ｔ２３，Ｔ３４，…，Ｔｍｎが得られる。変換規則は、もはや全てがＰＥＴ開始画像データセットＰ１に対して適用されるのではなくて、それぞれ最後のＰＥＴ画像データセットに適用される。ＰＥＴ画像データセットＰ２への変換規則Ｔ２３の適用はＰＥＴ画像データセットＰ３をもたらし、ＰＥＴ画像データセットＰ３への変換規則Ｔ３４の適用はＰＥＴ画像データセットＰ４をもたらし、以下これが繰り返される。ＰＥＴ画像データセットＰ２は、かくして新たなＰＥＴ開始画像データセットとなる。
従って、これらの変換規則は逐次的に適用することができる。
図５および図６は、運動補正されたＰＥＴ画像データセットを用いた本発明による方法を示す。図５はＰＥＴ開始画像データセットＰ１の算出までの段階を示し、図６はそれに続く段階を示す。図示の簡略化のため、例えば胃６のような画像内容が示されていない。ＰＥＴ装置の測定データＮ１，Ｎ２，…，Ｎｎに並行して、それぞれＸ線画像データセットＲ１，Ｒ２，…，Ｒｍが取得される。Ｘ線画像データセットＲ１，Ｒ２，…，Ｒｍの個数は測定データＮ１，Ｎ２，…，Ｎｎの個数に一致する必要はない。もはや運動補正が要求される精度で行われなくてもよいように、２つのＸ線画像データセットの収集の間に測定データＮｉがある場合には、相応の変換規則を獲得するために、測定データＮｉの収集時点での被検体５の運動状態に相当する中間画像データセットを、２つのＸ線画像データセットから補間することができる。というのは、既に説明した変換規則は運動アーチファクトの補正にも適しているからである。それに応じて、測定データＮ１，Ｎ２，…，Ｎｎの運動補正を実施するために、ＰＥＴ測定データＮ１，Ｎ２，…，ＮｎとＸ線画像データセットＲ１，Ｒ２，…，Ｒｍとの時間的なレジストレーションが必要である。運動補正された測定データＮ１，Ｎ２，…，Ｎｎから第１のＰＥＴ開始画像データセットＰ１を作成した後に、続いて収集されるＸ線画像データセットＲｎ，Ｒｏ，Ｒｐ，…が、完全な変換規則Ｔ１ｎ，Ｔ１ｏ，…を求めてＰＥＴ画像データセットＰ２，Ｐ３，…を決定するために使用される。ＰＥＴ開始画像データセットＰ１への変換規則Ｔ１ｎの適用はＰＥＴ画像データセットＰ２をもたらし、ＰＥＴ開始画像データセットＰ１への変換規則Ｔ１ｏの適用はＰＥＴ画像データセットＰ３をもたらし、以下これが繰り返される。
Ｘ線画像データセットに並行して更に別に取得されたＰＥＴ装置の測定データＮｏ，Ｎｐ，Ｎｑ，…は、Ｘ線画像データセットＲｎ，Ｒｏ，Ｒｐ，…により運動補正され、ＰＥＴ開始画像データセットＰ１に付加される。即ち、ＰＥＴ開始画像データセットＰ１は最初の生成後に連続的に変化する。その際に、特に信号雑音比が改善される。
図２、図４、図５および図６には、実際のリアルタイム画像データセットの収集、即ちＭＲ画像データセットＭ１，…，ＭｏおよびＸ線画像データセットＲ１，Ｒ２，…，Ｒｕの収集が示されている。これに対して図７には疑似リアルタイム画像データセットの使用が示されている。ＭＲ画像データセットＭ１，…，Ｍ８が、例えばインターベンション処置の開始直前又は開始時に収集される。ＰＥＴ開始画像データセットＰ１が同時に又はその後に取得される。ＰＥＴ測定データの運動補正を行い得るように、ＰＥＴ測定データは、ＭＲ測定と同様に、Ｒ波でトリガされ、もしくは当該心時相が１つの測定データに対して記憶される。ＭＲ画像データセットＭ１，…，Ｍ８は、収縮期および拡張期からなる１つの心拍動サイクルにおける被検体の心臓を描出する。最初の４つのＭＲ画像データセットＭ１，Ｍ２，Ｍ３およびＭ４は収縮期を描出し、次の４つのＭＲ画像データセットＭ５，Ｍ６，Ｍ７およびＭ８は拡張期を描出する。ＭＲ画像データセットＭ１，…，Ｍ８から、逐次変換規則又は完全な変換規則が既述のように算出される。運動補正の実行後、ＰＥＴ開始画像データセットＰ１が算出される。ＰＥＴ開始画像データセットＰ１から図示のように変換規則Ｔ１２，Ｔ１３，Ｔ１４，…，Ｔ１８を用いて、又はその代わりに変換規則Ｔ１２，Ｔ２３，Ｔ３４，…，Ｔ７８を用いて、ＰＥＴ画像データセットＰ２，Ｐ３，Ｐ４，…，Ｐ８が算出される。インターベンション処置中には、ＭＲ画像データセットＭ１，…，Ｍ８とＰＥＴ画像データセットＰ１，…，Ｐ８とが合成され、ＥＣＧを用いて、心周期のそれぞれ正しい時相で表示される。
どれくらいの個数のＭＲ画像データセットが１つの心周期内に収集可能であるかは、とりわけ使用される撮像シーケンスに依存する。８個のＭＲ画像データセットがまさに典型的である。
図８は、本発明による方法の他の実施形態を示す。インターベンション処置の際に、器具、例えば針が被検体内に挿入されて、検査個所、例えば腫瘍に案内される。測定されたＰＥＴ信号９を有するＰＥＴ画像データセットＰ１および第１のＭＲ画像データセットＭ１の収集後に、腫瘍を監視して移動させるべく針が腫瘍に向けて案内される。ＰＥＴ信号１０からなる第２のＰＥＴ画像データセットＰ２と他のＭＲ画像データセットＭ２とを収集するために、ＰＥＴ測定データの収集が継続される。ＭＲ画像データセットＭ１およびＭ２から１組の変換規則が求められ、最初のＰＥＴ画像データセットＰ１に適用される。これらの変換規則の適用は、算出されたＰＥＴ信号９’をもたらし、対応するＰＥＴ画像データセットが符号Ｐ１’で示されている。腫瘍又は運動範囲内の被検体全体が単純に移動されるだけではないので、１つの単独の変換規則は運動を描写（記述）するのに十分でなく、従って１組の変換規則が使用される。そのようにして算出されたＰＥＴ画像データセットＰ１’が、測定されたＰＥＴ画像データセットＰ２と比較される。図８において完全に右側に見えるように、画像データもしくは表示されたＰＥＴ信号９’および１０が互いに異なる場合、腫瘍は自由に動くことができる。何故ならば、ＰＥＴ画像データセットＰ２において測定された運動がＭＲ画像データセットＭ２に反映されず、従って算出されたＰＥＴ画像データセットＰ１’に伝達されなかったからである。しかし、ＭＲ画像データセットＭ２は、多くのケースにおいて周囲組織を描出するだけで腫瘍を描出せず、ＰＥＴ画像データセットＰ２の場合にはそれが逆である。従って、ＰＥＴ画像データセットＰ２においてしか見られない運動は、腫瘍とそれに隣接する組織とが癒合していないことを示す。
逆に、ＰＥＴ画像データセットＰ１'およびＰ２の一致、もしくはそれらに対応する信号９’および１０の一致は、腫瘍とそれを囲む組織との癒合を示す。
もちろん、ＭＲ装置のほかに、Ｘ線装置、コンピュータトモグラフィ装置又は超音波装置も使用することができる。ＰＥＴで観察される検査領域の周りの解剖学的構造および特に軟部組織をＸ線装置又はコンピュータトモグラフィ装置により撮像するために、場合によっては造影剤を注入すべきである。ＰＥＴ装置よりも高い時間分解能を有しかつ変換規則の算出を可能にする信号を発生するあらゆるイメージングモダリティが使用可能である。
図９は、変換規則の算出を解剖学的画像データセットの部分領域１１に限定する方法を示す。ＭＲ画像データセットＭ１〜Ｍ８は１つの運動サイクルの全体をカバーする。ＭＲ画像データセットＭ２〜Ｍ８は、弾性レジストレーションにおいて、それぞれＭＲ画像データセットＭ１と弾性的にレジストレーションされる。その際に被検体の運動性部分の最大拡張および最小拡張および／又は回転および／又は並進を求め、そのようにして被検体５の特に運動性部分領域１１を求めることができる。被検体５全体の小さな運動に基づいて、超えるべき閾値も予め与えるとよい。被検体５の運動性部分領域１１を求めた後に、少なくとも１つの変換規則の算出が、この部分領域１１に限定して行われる。それによって、変換規則の算出が迅速化される。
更に別の迅速化が、図１０に示されている方法によって可能である。被検体５の検査をするべきである運動性部分１２が、次の画像エレメントについてのみ変換規則を算出することによって更に縮小される。即ち、ＰＥＴ開始画像データセットＰ１に対応するＭＲ画像データセットＭ１の画像エレメントのうち、または一般的な第１の解剖学的画像データセットの全ての画像エレメントのうち、ＰＥＴ開始画像データセットＰ１において信号９、特に閾値を上回る信号が存在する画像エレメントについてのみ変換規則を算出することである。従って、ＭＲ画像データセットＭ１内における運動性部分領域１１が全体的に利用されるのではなくて、ＰＥＴ開始画像データセットＰ１内に信号の存在する部分１２のみが利用される。
二者択一的な実施形態、即ち
（１）逐次変換規則または完全な変換規則
（２）実際のリアルタイムイメージングまたは疑似のリアルタイムイメージング
（３）被検体全体からの変換規則または部分領域からの変換規則
（４）運動補正の有または無
は、任意に互いに混合することができる。
（１）逐次変換規則または完全な変換規則
（２）実際のリアルタイムイメージングまたは疑似のリアルタイムイメージング
（３）被検体全体からの変換規則または部分領域からの変換規則
（４）運動補正の有または無
は、任意に互いに混合することができる。
もちろん部分的に相乗効果がもたらされる。例えば、運動補正の実施による変換規則の算出およびそれによって回避されるぼやけを、被検体の極めて小さい画像領域もしくは部分領域１１に制限することができる。
１ 表示装置
２ 不揮発性メモリ
３ 放射性核種信号
４ 輪郭
５ 被検体
６ 胃
７ 中心点
８ 中心点
９ ＰＥＴ信号
９’ 算出されたＰＥＴ信号
１０ ＰＥＴ信号
１１ 運動性部分領域
１２ 検査すべき運動性部分
Ｓ１〜Ｓ４ ステップ
Ｐ１ ＰＥＴ開始画像データセット
Ｐ１’ 算出されたＰＥＴ画像データセット
Ｐ２ ＰＥＴ画像データセット
２ 不揮発性メモリ
３ 放射性核種信号
４ 輪郭
５ 被検体
６ 胃
７ 中心点
８ 中心点
９ ＰＥＴ信号
９’ 算出されたＰＥＴ信号
１０ ＰＥＴ信号
１１ 運動性部分領域
１２ 検査すべき運動性部分
Ｓ１〜Ｓ４ ステップ
Ｐ１ ＰＥＴ開始画像データセット
Ｐ１’ 算出されたＰＥＴ画像データセット
Ｐ２ ＰＥＴ画像データセット
Claims (10)
- 少なくとも部分的に運動する被検体（５）のＰＥＴ画像データセット（Ｐ２）の作成方法において、
ａ）少なくとも１つの第１のＰＥＴ開始画像データセット（Ｐ１）又は少なくとも１つの第１のＳＰＥＣＴ開始画像データセットを収集又は算出するステップ、
ｂ）解剖学的な特徴を撮像するイメージング装置により少なくとも１つの第１の解剖学的画像データセット（Ｍ１，Ｒ１）を収集するステップ、
ｃ）解剖学的な特徴を撮像するイメージング装置により少なくとも1つの第２の解剖学的画像データセット（Ｍ２，Ｒ２）を収集するステップ、
ｄ）第１および第２の解剖学的画像データセットから少なくとも１つの変換規則（Ｔ１２，Ｔ１３，…，Ｔ１ｎ）を算出するステップ、
ｅ）少なくとも１つの変換規則（Ｔ１２，Ｔ１３，…，Ｔ１ｎ）をＰＥＴ開始画像データセット（Ｐ１）又はＳＰＥＣＴ開始画像データセットに適用することによって少なくとも１つのＰＥＴ画像データセット（Ｐ２）又は少なくとも１つのＳＰＥＣＴ画像データセットを作成するステップ、
を有する、運動する被検体のＰＥＴ画像データセットの作成方法。 - 解剖学的な特徴を撮像するイメージング装置として、磁気共鳴装置又はコンピュータトモグラフィ装置又はＸ線装置又は超音波装置が使用される請求項１記載の方法。
- 少なくとも１つの変換規則（Ｔ１２，Ｔ１３，…，Ｔ１ｎ，Ｔ２３，…，Ｔｍｎ）の算出が、第１の解剖学的画像データセット（Ｍ１，Ｒ１）と第２の解剖学的画像データセット（Ｍ２，Ｒ２）との弾性レジストレーションによって行われる請求項１又は２記載の方法。
- 少なくとも１つの変換規則（Ｔ１２，Ｔ１３，…，Ｔ１ｎ，Ｔ２３，…，Ｔｍｎ）を算出するために、第１および第２の解剖学的画像データセット（Ｍ１，Ｒ１，Ｍ２，Ｒ２）のそれぞれ１つの部分領域（１１）が使用されることを特徴とする請求項１乃至３の１つに記載の方法。
- 部分領域（１１）が、第１および／又は第２の解剖学的画像データセット（Ｍ１，Ｒ１，Ｍ２，Ｒ２）から解剖学的に求められることを特徴とする請求項１乃至４の１つに記載の方法。
- ＰＥＴ開始画像データセット（Ｐ１，Ｐｏ）又はＳＰＥＣＴ開始画像データセットが運動補正された測定データ（Ｎ１，Ｎ２，…，Ｎｎ）から求められることを特徴とする請求項１乃至５の１つに記載の方法。
- ＰＥＴ開始画像データセット（Ｐ１）の収集後に収集されたＰＥＴ測定データ（Ｎｏ，Ｎｐ，Ｎｑ，…）が、改善された信号雑音比を有するＰＥＴ開始画像データセット（Ｐ１）を獲得するために、ＰＥＴ開始画像データセット（Ｐ１）を生成するために使用されたＰＥＴ測定データ（Ｎ１，Ｎ２，…，Ｎｎ）に付け加えられることを特徴とする請求項１乃至６の１つに記載の方法。
- 最初のＰＥＴ開始画像データセット（Ｐ１）の収集後に収集されたＰＥＴ測定データ（Ｎｏ，Ｎｐ，Ｎｑ，…）が、少なくとも１つの他のＰＥＴ開始画像データセット（Ｐｏ）を生成するために使用されることを特徴とする請求項１乃至６の１つに記載の方法。
- ステップｃ）からステップｅ）までが繰り返し実行されることを特徴とする請求項１乃至８の１つに記載の方法。
- 解剖学的な特徴を撮像するイメージング装置、特に磁気共鳴装置又はＸ線装置又はコンピュータトモグラフィ装置又は超音波装置と、ＰＥＴ装置又はＳＰＥＣＴ装置と、制御装置とを含み、請求項１乃至９の１つに記載の方法を実施するように構成されている、少なくとも１つのＰＥＴ画像データセット（Ｐ２）又は少なくとも１つのＳＰＥＣＴ画像データセットを作成するためのイメージング装置。
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