JP4954887B2 - 異なる空間の間の3次元画像セットの最適変換 - Google Patents

異なる空間の間の3次元画像セットの最適変換 Download PDF

Info

Publication number
JP4954887B2
JP4954887B2 JP2007542371A JP2007542371A JP4954887B2 JP 4954887 B2 JP4954887 B2 JP 4954887B2 JP 2007542371 A JP2007542371 A JP 2007542371A JP 2007542371 A JP2007542371 A JP 2007542371A JP 4954887 B2 JP4954887 B2 JP 4954887B2
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
image
voxel
blob
space
scanner
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Expired - Fee Related
Application number
JP2007542371A
Other languages
English (en)
Other versions
JP2008525054A (ja
Inventor
ダニエル ギャニオン
ウェンリ ワン
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Koninklijke Philips NV
Original Assignee
Koninklijke Philips NV
Koninklijke Philips Electronics NV
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Koninklijke Philips NV, Koninklijke Philips Electronics NV filed Critical Koninklijke Philips NV
Publication of JP2008525054A publication Critical patent/JP2008525054A/ja
Application granted granted Critical
Publication of JP4954887B2 publication Critical patent/JP4954887B2/ja
Expired - Fee Related legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

Classifications

    • GPHYSICS
    • G06COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06TIMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T3/00Geometric image transformations in the plane of the image
    • G06T3/40Scaling of whole images or parts thereof, e.g. expanding or contracting
    • G06T3/4053Scaling of whole images or parts thereof, e.g. expanding or contracting based on super-resolution, i.e. the output image resolution being higher than the sensor resolution
    • G06T3/4061Scaling of whole images or parts thereof, e.g. expanding or contracting based on super-resolution, i.e. the output image resolution being higher than the sensor resolution by injecting details from different spectral ranges
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61BDIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/58Testing, adjusting or calibrating thereof
    • A61B6/582Calibration
    • A61B6/583Calibration using calibration phantoms

Landscapes

  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Theoretical Computer Science (AREA)
  • Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)
  • Nuclear Medicine (AREA)
  • Magnetic Resonance Imaging Apparatus (AREA)

Description

本発明は、診断イメージングシステム及び方法に関する。PET−CTシステムのようなマルチモダリティシステムに関連した特定の応用を見出す。本発明が、SPECT、CT、超音波、MRI、及び蛍光透視等の様々な組み合わせにも適用可能であると理解される。
マルチモダリティ断層撮影システムにおいて、2以上の異なる感知モダリティが、対象空間内の異なる成分を見つける又は測定するために使用される。PET−CTシステムにおいて、PETは、周囲の解剖学的構造の画像を作成するよりむしろ体内の高い代謝活動の画像を作成する。CTスキャンは、医師が人間の体内の内部構造を見ることを可能にする。PET−CTスキャンを行う前に、患者は、放射性医薬品の投薬を受ける。前記医薬品は、血液を通って運ばれ、特定の器官又は領域に集中し、血液及びこの器官又は領域から放射線を放出させる。スキャン中に、放出された放射線の出力(tracings)は、前記システムにより検出され、前記患者内の放射性医薬品の分布の画像を作成する。前記画像は、循環系及び/又は様々な領域若しくは器官における放射性医薬品の相対吸収を示すことができる。PET−CT画像における前記PETスキャンからの代謝データと前記CTスキャンからの解剖学的データとの統合は、医師に視覚的情報を与え、病気が存在するかどうか、病気の場所及び程度を決定し、病気がどれだけ速く広がっているかを追跡する。前記PET−CTシステムは、治療が難しい領域(例えば頭部及び頸部領域、縦隔、術後腹部)、及び放射線治療又は化学療法を受ける患者に対する治療領域の位置測定(localization)において特に役立つ。
典型的には、PET−CT画像の再構成のプロセスにおいて、PET画像表現は、臨床的解釈のための複合画像を作成するためにPET画像空間からCT画像空間に変換される。前記スキャンの前に、前記PETシステム及び前記CTシステムは、機械的に位置調整される(aligned)が、しかしながら、ほとんどの場合、結合の前に前記PET画像及び前記CT画像の正確な位置調整のために使用される必要がある軽微な補正が存在する。現在では、変換パラメータは、両方のモダリティにおいて撮像可能であるファントムを使用するようなキャリブレーション(calibration)中に得られる。
これまでは、PET及びCT画像データは、両方とも、しかしながら異なるスケール(異なるサイズのボクセル)で、ボクセルの3次元長方形アレイに再構成されていた。低解像度PET画像のデカルト格子と、高解像度CT画像のデカルト格子との間の変換は、比較的直接的であったが、時々変換又は補間(interpolation)誤差を追加され、精度及び画質を劣化される。
ここで、前記PET画像は、しばしば非デカルト格子を持つブロブ空間に再構成される。完全に一様な値であるボクセルと異なり、各ブロブ内の値は、非一様である。更に、前記ブロブは重なる。現在、再構成されたPETブロブ画像は、まず従来のボクセルベースのデカルト格子画像に変換される。PETボクセルは再びCTボクセルとは異なるサイズなので、PETボクセル画像は、この場合、CTボクセルサイズに変換される。2回の補間を実行することは、内在する変換関連誤差を悪化させる。
本発明は、上述の問題等を克服する新しい改良されたイメージング装置及び方法を提供する。
本発明の一態様によると、診断イメージングシステムが開示される。第1のスキャナは、対象の関心領域の電子データの第1のセットを得る。第2のスキャナは、前記対象の前記関心領域の電子データの第2のセットを得る。第1の再構成手段は、前記第1のセットを非ボクセル画像空間内の非ボクセル空間の第1のスキャナ画像表現に再構成する。第2の再構成手段は、前記第2のセットを第2の画像空間内の第2の画像表現に再構成する。1つの手段は、前記第1のセットの前記非ボクセル空間の第1のスキャナ画像表現を前記第2の画像空間に直接的に変換する。
本発明の他の態様によると、診断イメージングの方法が開示される。対象の関心領域の電子データの第1のセットが得られる。前記対象の前記関心領域の電子データの第2のセットが得られる。前記第1のセットは、非ボクセル画像空間における非ボクセル空間の第1のスキャナ画像に再構成される。前記第2のセットは、第2の画像空間における第2の画像表現に再構成される。前記第1のセットの前記非ボクセル空間の第1のスキャナ画像表現は、第2の画像空間に直接的に変換される。
本発明の1つの利点は、全体的な画質を向上することにある。
他の利点は、計算及びメモリ要求を減少することにある。
他の利点は、より正確な結合画像にある。
本発明の更に他の利点及び利益は、好適な実施例の以下の詳細な記載を読み、理解すると、当業者に明らかになる。
本発明は、様々なコンポーネント及びコンポーネントの構成、並びに様々なステップ及びステップの構成の形を取ることができる。図面は、好適な実施例を説明する目的のみであり、本発明を限定するように解釈されるべきでない。
図1を参照すると、マルチモダリティシステム10は、核医学イメージングシステム12と、コンピュータ断層撮影(CT)スキャナ14とを含む。CTスキャナ14は、非回転ガントリ16を含む。X線管18は、回転ガントリ20に取り付けられる。ボア(bore)22は、CTスキャナ14の検査領域24を規定する。放射線検出器26のアレイは、回転ガントリ20上に配置され、X線が検査領域24を横断した後のX線管18からの放射線を受ける。代わりに、検出器26のアレイは、非回転ガントリ16上に配置されてもよい。
核医学イメージングシステム12は、好ましくは、トラック30上に取り付けられた陽電子放出断層撮影(PET)スキャナ28を含む。もちろん、SPECT及び他の核医学イメージングシステムも考えられる。トラック30は、対象サポート又は寝台32の長手方向軸に平行に延在し、したがってCTスキャナ14及びPETスキャナ28が閉じたシステムを形成することを可能にする。モータ及びドライブのような移動手段34は、スキャナ28を、閉じた位置の中及び外に移動するために設けられる。検出器36は、検査領域40を規定するボア38の周りに配置される。前記PETシステムにおいて、検出器36は、好ましくは、静止したリング内に配置されるが、回転可能なヘッドも考えられる。前記SPECTシステムにおいて、検出器36は、好ましくは、前記患者に対する回転及び動径方向運動のために取り付けられた個別のヘッドに組み込まれる。モータ及びドライブのような寝台移動手段42は、検査領域24、40における寝台32の長手方向運動及び垂直調整を提供する。
下でより詳細に論じられるように、PETスキャナ28は、電子データを取得し、前記電子データは、PET再構成プロセッサ又はプロセス50によりPETブロブ画像に再構成され、PETブロブ画像メモリ52に記憶される。適切なブロブ再構成アルゴリズムは、Lewitt(1990)及びLewitt(1992)に記載されている。
図2及び3を参照すると、ブロブは、体心立方構成の端点(corner point)又は体心点をそれぞれ中心とする球として概念的に説明されることができる。前記球は、端点52の間隔より大きく、例えば、端点間の間隔の2−1/2倍に等しい直径である。各ブロブ内で、前記グレイスケール(又は強度値)は、中心において最大であり、球対称ベッセル関数、ガウシアン又は図4に見られるような他の滑らか若しくは区分的に滑らかな曲線で外周に向かって減少する。
再び図1を参照すると、CTスキャナ14は、スキャンデータを取得し、前記スキャンデータは、CT再構成プロセッサ又はプロセス56により3次元CTボクセル画像に再構成され、CT画像メモリ58に記憶される。前記CTデータは、好ましくは、3次元デカルト座標系により規定された長方形ボクセルに再構成される。典型的には、前記CTボクセルは、前記PETの端点間隔より大幅に小さく、例えば3ないし6mmに対して1ないし3mmである。補間プロセッサ又はプロセス62は、前記PETブロブ画像を前記CTボクセル空間、即ち前記CT画像と同じ3次元デカルト格子及びボクセルサイズを持つ画像に直接的に補間する。一度前記PET画像及び前記CT画像が同じ空間になると、前記画像は容易に合計又は結合される。結果の複合画像は、複合画像メモリ64に記憶される。ビデオプロセッサ66は、受信された複合PET−CTデータを、1つ以上のモニタ68に表示するために処理する。
図1を参照し続けると、スキャンの前のあるとき、イメージングシステム10のCT部分とPET部分との間の変換マトリクスは、CT核マーカ(CT-nuclear marker)72を含むファントム70を使用することにより決定される。模範的なCT核マーカ72は、高濃度のCT撮像可能材料のディスク又は球、及び中心における放射性同位体マーカを含む。前記マーカは、CTスキャンの間に容易に識別されるために、前記ファントムとは大幅に異なるCT数を持つ、ガラス充填テフロン(登録商標)又は他の適切な材料から構成されることができる。典型的には、前記放射性同位体マーカは、頻繁な交換を避けるために、比較的長い、好ましくは100日以上の半減期を持つ同位体を含むバイアル(vial)である。PET−CTの組み合わせに対して、好ましい同位体は、2.6年の半減期を持つNa−22である。しかしながら、Ge−68のようなより短い半減期を持つ同位体も同様に使用されうる。SPECT−CTの組み合わせに対して、前記放射性同位体マーカに対する同位体は、100日以上の半減期及び50keVないし700keVの強力なエネルギピークを持つ同位体から選択される。適切なSPECT撮像可能な同位体の例は、Co−57、Gd−153、Cd−109、Ce−139、Am−241、Cs−137及びBa−133である。
ファントム70と共にある寝台32は、3次元画像がPETスキャナ28により生成されるように、寝台移動手段42により検査領域40内に移動される。電子データは、PET再構成プロセッサ又はプロセス50によりPET画像に再構成される。各放射性同位体マーカの質量の中心の座標が決定される。
次に、寝台移動手段42は、CT画像が取られるCTスキャナ検査領域24にファントム70を配置するように寝台32を移動する。電子データは、CT再構成プロセッサ56によりCTマーカの質量の中心の3次元CT画像に再構成される。前記PET画像に対して計算される前記放射性同位体マーカ位置座標は、前記PET及びCTスキャナの既知の幾何学的構造及び機械的位置調整を使用してCT画像空間に変換される。対応するマーカの座標が決定される。変換パラメータ又はマトリクス、例えば、前記PET画像及び前記CT画像を正確な位置調整に至らせる線形シフト、スケーリング、回転及び随意に非線形変換の量が、次に決定される。前記変換パラメータは、キャリブレーションメモリ80に記憶され、後のスキャンの補間プロセス62においてPET画像及びCT画像を互いに位置調整する位置調整プロセッサ又は手段82により使用される。例えば、位置調整手段82は、前記ブロブ画像を前記CT画像と位置調整するために前記PETブロブ画像の端点及び中心点に決定された変換を適用することができる。
図1を参照し続け、更に図5を参照すると、対象と共にある寝台32は、3次元画像がPETスキャナ28により生成されるように、寝台移動手段42により検査領域40に移動される。電子データは、PET再構成プロセッサ50によりブロブ空間に再構成される。
一般に、3次元のスキャンされた対象の連続分布f(x,y,z)は、中心が格子点p(xn,yn,zn)を持つ格子上に配置された基底関数Φ(x)のスケーリング及びシフトされた重なるコピーの合計により近似されることができ、即ち
Figure 0004954887
であり、ここで{(xn,yn,zn),n=0〜N−1}は、サンプリング間隔Δで3次元空間内に一様に分布するN個のサンプリング点のセットであり、
nは各サンプリング点nにおける画像係数である。
反復再構成アルゴリズムへの球対称体積要素又はブロブの補間は、再構成分野において周知である。一般に、ブロブは、球の中心における1から前記球の表面における0までの動径方向において滑らかに次第に小さくなる球対称の滑らかな釣鐘型プロファイル及び限定されたサポートにより特徴付けられる。球対称基底関数又はブロブは、形式、
Φblob(x,y,z)=b(r)=b(√(x2+y2+z2)) (3)
を持ち、ここでrは原点からの動径方向の距離である。
好ましくは、ブロブ又はプロセス手段90は、半径aの球の中に以下の形式、
Figure 0004954887
を持つカイザーベッセル窓関数(Kaiser-Bessel window function)を使用して前記電子データを前記球に再構成し、
ここでrはブロブ中心からの動径方向の距離であり、
mは次数mの第1種の変形ベッセル関数を示し、
aは(サンプリング間隔Δに対する)前記ブロブのサポートの半径であり、
αは前記ブロブの形状、例えば動径方向における関数のロールオフ(roll-off)を制御する非負実数であり、
mは境界r=aにおける前記ブロブの滑らかさを制御する非負整数である。
パラメータ選択手段92は、補間プロセス62によりもたらされる結果に影響を与える3つのパラメータm、a及びαを選択する。αの小さな値は幅の広いブロブを生じるのに対し、αの大きな値は、細いピーク及び長いテールを持つブロブを生じる。パラメータmは、前記関数の動径方向限界(r=a)における前記ブロブの連続性を制御することを可能にする。例えば、mが0に等しい場合、前記ブロブは、前記境界において連続的ではなく、mが0より大きい場合、前記ブロブは、前記境界において(m−1)の連続導関数を持つ連続関数である。画像再構成においてボクセル基底関数を使用する従来の再構成と比較して、ブロブベースの再構成は、より良いコントラスト・ノイズ・トレードオフを持つ。
格子手段94は、前記PETブロブの中心を立方体の中心にシフトする。好ましくは、前記格子は、従来のボクセル立方格子の代わりに、図2に示されるような体心立方(BCC)格子である。単純立方格子は、ボクセルベースの再構成に適しているが、しかしながら、大きな計算要求を生じるのでブロブベースの再構成に対する最適な格子ではないことが示されている。体心立方格子は、3次元空間内の前記ブロブのより等方性のある分布を可能にし、同じ画像表現精度に対して単純立方格子より√2倍少ない格子点を必要とする。体心立方格子を使用して、格子手段94は、横断(x,y)面において前記ブロブの中心p(x,y,z)を互いから(サンプリング間隔Δに対して)bccRszに等しい距離d1だけ間隔をあける。軸z方向において、格子手段94は、前記ブロブの中心p(x,y,z)を互いからbccRsz/2に等しい距離d2だけ間隔をあける。奇数横断面ブロブ中心p'(x,y,z)は、偶数横断面ブロブ中心p"(x,y,z)からbccRsz/2だけシフトされる。したがって、整数インデックス(i,j,k)を持つブロブnに対して、ブロブ中心p(x,y,z)は、サンプリング間隔Δに対して、
Figure 0004954887
に配置され、ここでNx blob、Ny blob及びNz blobはブロブ空間内の前記対象のマトリクスサイズである。
ブロブフォーマットにおける再構成されたPET画像は、PET画像メモリ52に記憶される。
図1及び5を参照し続けると、寝台移動手段42は、CT画像が取られるCTスキャナ検査領域24内に前記対象を配置するように寝台32を移動する。好ましくは、前記対象は、PET撮像領域内の撮像位置と同じであると幾何学的及び機械的に予測されるCT検査領域24内の位置に移動される。電子データは、CT再構成プロセッサ56により3次元CT画像に再構成され、CT画像メモリ62に記憶される。
補間プロセッサ又はプロセス62は、PETブロブデータをCTボクセル空間に補間する。より具体的には、位置調整手段82は、ブロブ空間をCTボクセル空間と位置調整するために以前に決定された変換マトリクス、例えば回転及び平行移動を使用する。一実施例において、位置調整手段82は、ブロブ空間をボクセル空間と位置調整するためにブロブ格子点p(x,y,z)にアフィン変換を適用する。代替的には、位置調整手段82は、前記PET画像メモリ内の画像が前記CT画像メモリ内の画像と位置調整されるように格子手段94におけるbcc格子に前記以前に決定された変換を適用することができる。PET画像空間をCT画像空間に変換する手段98は、PETブロブ画像をCTボクセル画像に変換する。
Figure 0004954887
ここで、f(x,y,z)は複合3次元画像表現であり、
ΦblobはPETブロブ画像表現であり、
ΦvoxelはCT画像ボクセル表現であり、
nはPET画像空間におけるサンプリング点の数であり、
mはCT画像空間におけるサンプリング点の数であり、
ΔPETはPET画像ボクセルサイズ(サンプリング間隔)であり、
ΔCTはCTボクセルサイズであり、
nは各サンプリング点nにおける画像係数であり、
mは各サンプリング点mにおける画像係数であり、CTボクセルvの中心上に位置するブロブの数に依存する。
より具体的には、ボクセル中心決定手段100は、各CTボクセルvの中心点102の位置を決定する。ボクセル中心をブロブ点に変換する手段104は、ボクセルvをブロブ空間に投影し、PETブロブ領域における前記ボクセルの中心に対応する点v'を決定する。ブロブ空間内の各点の値は、所定の点を覆う全てのブロブの点における密度値の和である。合計手段106は、点v'上に位置する全ての重なるブロブを合計する。より具体的には、合計手段106は、各CTボクセルvの中心m=(i',j',k')に対するPET画像係数tmを決定する。
Figure 0004954887
m=xoffset/ΔPET+(i'−Mx voxel/2+0.5)×ΔCT/ΔPET
m=yoffset/ΔPET+(j'−My voxel/2+0.5)×ΔCT/ΔPET (8)
m=zoffset/ΔPET+(k'−Mz voxel/2+0.5)×ΔCT/ΔPET
ここで、Mx voxel、My voxel及びMz voxelはCTボクセル空間における前記対象のマトリクスサイズであり、(xoffset,yoffset,zoffset)はPET画像原点に対するCT画像原点のオフセットである。
一実施例において、合計手段106は、ボクセルvの中心点だけでなく、ボクセルvの全領域に対応する点を合計する。もちろん、CTボクセルvの一部の部分に対応するブロブ密度は、他より重く重み付けされてもよい。CT空間PET画像は、ボクセル化PET画像メモリ108に記憶される。結合手段110は、同様にフォーマットされたPET画像及びCT画像を結合し、結合画像を複合画像メモリ64にロードする。様々な結合が考えられる。一例において、2つの画像は単純に合計される。他の例において、前記PET画像はカラーで表示され、前記CT画像は白黒で表示される。他の例において、前記CT画像は静止しており、前記PET画像は、放射性医薬品の摂取又は排出を示す画像の時間発展系列として表示される。多くの他の複合画像も考えられる。
PETボクセル画像空間への前記PET画像の中間ボクセル化をスキップして直接的に前記PETブロブ画像を前記CTボクセル画像空間に変換することにより、結果画像は、より連続的なプロファイル、より良い画質を持ち、より少ない計算量を要求する。
もちろん、補間プロセス62が、2次元PETブロブ空間から2次元CT画素空間に、及びその逆に前記データを変換することができることも考えられる。
3次元/2次元画像補間プロセス62における使用に関してPET電子データをブロブに変換するのに適した空間的に局所化された関数の例は、2次元に対する画素及び3次元に対するボクセルのような長方形形状基底関数、2次元における双線形関数、2次元における3次Bスプライン関数、2次元及び3次元におけるトランケートガウシアン(truncated Gaussian)、2次元における2つの二乗余弦釣鐘(raised-cosine bell)の積、球対称一般化カイザーベッセル基底関数及び長球波関数(prolate spheroidal wave functions)等のような球対称基底関数、並びに直交指向方形角錐(orthogonal-oriented quadrature pyramid)(HOP)基底関数等を含む。3次元/2次元画像補間プロセス62における使用に関してPET電子データをブロブに変換するのに適した空間的に局所化されない関数の例は、空間的に局所化されない基底関数、ガウシアン基底関数、フーリエ変換のような正弦波/余弦波基底関数、一般化カイザーベッセル基底関数のフーリエ変換、及びウェーブレット基底関数等を含む。3次元/2次元画像補間プロセス62における使用に関してPET電子データをブロブに変換するのに適切な基底関数の他の例は、自然画素(natural pixel)基底関数である。
本発明は、好適な実施例に関連して記載されている。先行する詳細な記載を読み、理解すると、修正及び変更が他に思いつくかもしれない。本発明は、添付の請求項及び同等物の範囲内に入る限り全てのこのような修正及び変更を含むと解釈されることが意図される。
マルチモダリティ診断イメージングシステムの概略図である。 体心立方格子を概略的に示す。 デカルト格子画像空間に投影された2次元ブロブを概略的に示す。 滑らかな曲線の関数によるブロブ内のグレイスケール強度値の概略的表現である。 マルチモダリティ診断イメージングシステムの一部の概略図である。

Claims (22)

  1. 対象の関心領域の電子データの第1のセットを得る第1のスキャナと、
    前記対象の前記関心領域の電子データの第2のセットを得る第2のスキャナと、
    前記第1のセットを非ボクセル空間における非ボクセル空間の第1のスキャナ画像表現に再構成する第1の再構成手段と、
    前記第2のセットを第2の画像空間における第2の画像表現に再構成する第2の再構成手段と、
    前記第1のセットの前記非ボクセル空間の第1のスキャナ画像表現を前記第2の画像空間に直接的に変換する手段と、
    を有する診断イメージングシステム。
  2. 前記第1の再構成手段が、
    前記電子データの第1のセットをブロブに再構成するブロブ手段、
    を含む、請求項1に記載の診断イメージングシステム。
  3. 前記ブロブが、体心立方構成の体心点をそれぞれ中心とした球である、請求項2に記載の診断イメージングシステム。
  4. 各ブロブが、
    カイザーベッセル関数、及び
    ガウシアン関数、
    の少なくとも1つにより記述される密度を持つ、請求項2に記載の診断イメージングシステム。
  5. 前記ブロブが、カイザーベッセル関数b(r)により記述され、
    Figure 0004954887
    であり、ここでrはブロブ中心からの動径方向距離であり、Iは次数mの第1種変形ベッセル関数を示し、aは前記ブロブのサポートの半径であり、αは前記ブロブの形状を制御する非負実数であり、mは境界r=aにおける前記ブロブの滑らかさを制御する非負整数である、請求項4に記載の診断イメージングシステム。
  6. 前記ブロブ手段が、
    前記ブロブの形状を制御するために最適なパラメータm、a及びαを選択するパラメータ選択手段、
    を含む、請求項5に記載の診断イメージングシステム。
  7. 前記第1の再構成手段が、
    互いに重なる大きさの前記ブロブの中心を立方体中心に一致させる体心立方格子手段、
    を更に含む、請求項3に記載の診断イメージングシステム。
  8. 前記第2の画像空間が、ボクセルベースのデカルト格子画像である、請求項3に記載の診断イメージングシステム。
  9. 前記変換する手段が、
    ボクセル画像空間の各ボクセルの中心点を決定する手段と、
    ボクセル空間の第1のスキャナ画像を規定するために各決定された表現ボクセル中心に対応する体心立方空間画像表現内の点を決定する手段と、
    を含む、請求項8に記載の診断イメージングシステム。
  10. 前記変換する手段が、
    複合ボクセル画像を再構成するためにブロブ画像表現における前記決定された点と重なる全てのブロブを合計する手段、
    を更に有し、
    Figure 0004954887
    であり、ここでf(x,y,z)は複合3次元画像表現であり、Φblobはブロブ画像表現であり、Φvoxelはボクセル空間の第1のスキャナ画像表現であり、nは前記ブロブ画像におけるサンプリング点の数であり、mは前記ボクセル画像におけるサンプリング点の数であり、Δ2はブロブサイズ又はサンプリング間隔であり、Δ1は前記ボクセル画像空間におけるボクセルサイズ又はサンプリング間隔であり、cnは各サンプリング点nにおける画像係数であり、tmは各サンプリング点mにおける画像係数であり、前記ボクセルの中心上に位置するブロブの数に依存する、請求項9に記載の診断イメージングシステム。
  11. 前記ブロブ画像表現及び前記ボクセル画像表現を互いにレジストレーションするために(a)ボクセル中心に対応する前記ブロブ画像表現内の点を決定する前の前記ボクセル空間の第1のスキャナ画像表現と、(b)前記ボクセル空間と、(c)前記非ボクセル空間の第1のスキャナ画像表現との少なくとも1つに以前に決定された系変換マトリクスを適用する位置調整手段、
    を更に含む、請求項9に記載の診断イメージングシステム。
  12. 前記ボクセル空間の第1のスキャナ画像表現を前記第2のスキャナ画像表現と結合する結合手段、
    を更に含む、請求項11に記載の診断イメージングシステム。
  13. 前記第1のスキャナ及び前記第2のスキャナが、PET、SPECT、MRI、超音波、蛍光透視、CT及びデジタルX線の少なくとも2つの含む、請求項1に記載の診断イメージングシステム。
  14. 対象の関心領域の電子データの第1のセットを得るステップと、
    前記対象の前記関心領域の電子データの第2のセットを得るステップと、
    前記第1のセットを非ボクセル画像空間における非ボクセル空間の第1のスキャナ画像表現に再構成するステップと、
    前記第2のセットを第2の画像空間における第2の画像表現に再構成するステップと、
    前記第1のセットの前記非ボクセル空間の第1のスキャナ画像表現を前記第2の画像空間に直接的に変換するステップと、
    を有する診断イメージングの方法。
  15. 各ブロブがカイザーベッセル関数b(r)、
    Figure 0004954887
    であり、ここでrはブロブ中心からの動径方向距離であり、Iは次数mの第1種変形ベッセル関数を示し、aは前記ブロブのサポートの半径であり、αは前記ブロブの形状を制御する非負実数であり、mは境界r=aにおける前記ブロブの滑らかさを制御する非負整数である、請求項14に記載の方法。
  16. 前記ブロブの形状を制御するために最適なパラメータm、a及びαを選択するステップ、
    を更に含む、請求項15に記載の方法。
  17. 前記変換するステップが、
    ボクセルベースのデカルト空間画像における各ボクセルの中心点を決定するステップと、
    前記ボクセル中心に対応する体心立方(bcc)空間画像内の点を決定するステップと、
    を含む、請求項15に記載の方法。
  18. 球内のデータが、各bcc点を中心とし、少なくとも隣接したbcc点と重なり、前記変換するステップが、
    前記ボクセル中心に対応する前記ブロブ画像表現内の点と重なる全てのブロブを合計するステップと、
    複合ボクセル画像f(x,y,z)を再構成するステップと、
    を含み、
    Figure 0004954887
    であり、ここでf(x,y,z)は複合3次元画像表現であり、Φblobはブロブ画像表現であり、Φvoxelはボクセル空間の第1のスキャナ画像表現であり、nは前記ブロブ画像におけるサンプリング点の数であり、mは前記ボクセル画像におけるサンプリング点の数であり、Δ2はブロブサイズ又はサンプリング間隔であり、Δ1は前記ボクセル画像空間におけるボクセルサイズ又はサンプリング間隔であり、cnは各サンプリング点nにおける画像係数であり、tmは各サンプリング点mにおける画像係数であり、前記ボクセルの中心上に位置するブロブの数に依存する、請求項17に記載の方法。
  19. 前記ボクセル空間の第1のスキャナ画像表現を前記第2のスキャナ画像表現と結合するステップ、
    を更に含む、請求項18に記載の方法。
  20. 前記第1のスキャナ及び前記第2のスキャナが、PET、SPECT、MRI、超音波、蛍光透視、CT及びデジタルX線の少なくとも2つを含む、請求項14に記載の方法。
  21. 請求項14に記載の方法を実行する診断イメージングシステム。
  22. 第1のスキャナと、
    第2のスキャナと、
    請求項14に記載の方法及び機能を実行するようにプログラムされたデータプロセッサと、
    を有するマルチモダリティイメージングシステム。
JP2007542371A 2004-11-19 2005-11-04 異なる空間の間の3次元画像セットの最適変換 Expired - Fee Related JP4954887B2 (ja)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US62926304P 2004-11-19 2004-11-19
US60/629,263 2004-11-19
PCT/IB2005/053630 WO2006054193A1 (en) 2004-11-19 2005-11-04 Optimal conversion of 3d image sets between different spaces

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JP2008525054A JP2008525054A (ja) 2008-07-17
JP4954887B2 true JP4954887B2 (ja) 2012-06-20

Family

ID=36061806

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2007542371A Expired - Fee Related JP4954887B2 (ja) 2004-11-19 2005-11-04 異なる空間の間の3次元画像セットの最適変換

Country Status (5)

Country Link
US (1) US7961927B2 (ja)
EP (1) EP1815420B1 (ja)
JP (1) JP4954887B2 (ja)
CN (2) CN101061503A (ja)
WO (1) WO2006054193A1 (ja)

Families Citing this family (24)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP1778353B1 (en) * 2004-08-13 2012-09-12 Koninklijke Philips Electronics N.V. Radiotherapeutic treatment plan adaptation
US8194946B2 (en) * 2005-07-28 2012-06-05 Fujifilm Corporation Aligning apparatus, aligning method, and the program
JP4941974B2 (ja) * 2007-03-20 2012-05-30 株式会社日立製作所 放射線治療用ベッド位置決めシステム、治療計画装置及びベッド位置決め装置
WO2008142172A2 (de) * 2007-05-24 2008-11-27 Surgiceye Gmbh Bilderzeugungsapparat und -methode zur nuklearbildgebung
EP2161688B1 (en) * 2008-09-03 2012-03-14 Agfa Healthcare Method for deriving the amount of dense tissue from a digital mammographic image representation
WO2010119388A1 (en) * 2009-04-15 2010-10-21 Koninklijke Philips Electronics N.V. Quantification of medical image data
US20120046544A1 (en) * 2009-04-16 2012-02-23 Shimadzu Corporation Radiation tomography apparatus
JP2012013680A (ja) * 2010-06-04 2012-01-19 Toshiba Corp 放射線イメージング装置、方法及びプログラム
US10124190B2 (en) * 2010-12-16 2018-11-13 Koninklijke Philips N.V. Radiation therapy planning and follow-up system with large bore nuclear and magnetic resonance imaging or large bore CT and magnetic resonance imaging
DE102011006435B4 (de) * 2011-03-30 2020-08-27 Siemens Healthcare Gmbh Bildaufnahmeeinrichtung zur simultanen Aufnahme von Magnetresonanzbilddaten und nuklearmedizinischen Bilddaten
US8977026B2 (en) * 2012-05-30 2015-03-10 General Electric Company Methods and systems for locating a region of interest in an object
US9192346B2 (en) * 2013-12-19 2015-11-24 General Electric Company Systems and methods for multi-modality imaging
KR20150076306A (ko) 2013-12-26 2015-07-07 한국원자력의학원 최적의 양전자 단층촬영을 위해 최적 에너지 윈도우를 결정하는 장치 및 방법
CN103815924B (zh) * 2014-02-27 2016-11-02 西安电子科技大学 一种ct/ft/pet三模态同步成像装置
US9633431B2 (en) * 2014-07-02 2017-04-25 Covidien Lp Fluoroscopic pose estimation
WO2016051297A1 (en) * 2014-09-30 2016-04-07 Amarnath Jena Multi-parameter based tissue classification
JP6249317B2 (ja) * 2014-11-18 2017-12-20 株式会社島津製作所 断層画像表示装置
CN107106038A (zh) * 2015-01-07 2017-08-29 佳能株式会社 光声装置、图像显示方法以及程序
CN105759318B (zh) * 2015-03-06 2020-11-06 公安部第一研究所 一种安全检测装置及其检测方法
EP3350612B1 (en) * 2015-09-15 2023-08-16 Koninklijke Philips N.V. A method for calibrating a magnetic resonance imaging (mri) phantom
EP3421086B1 (en) * 2017-06-28 2020-01-15 OptiNav Sp. z o.o. Determination of geometrical information about a medical treatment arrangement comprising a rotatable treatment radiation source unit
JP2020534536A (ja) * 2017-09-20 2020-11-26 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェKoninklijke Philips N.V. 高解像度画像生成及び処理のためのリアルタイム再構成ネイティブ画像要素リサンプリング
CN110830410B (zh) * 2019-11-08 2022-08-16 中国人民解放军海军航空大学 严格奇偶对称的椭圆球面波信号构建与检测方法
CN115631232B (zh) * 2022-11-02 2023-07-25 佛山读图科技有限公司 一种确定双探头探测器径向位置方法

Family Cites Families (15)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5299253A (en) * 1992-04-10 1994-03-29 Akzo N.V. Alignment system to overlay abdominal computer aided tomography and magnetic resonance anatomy with single photon emission tomography
FR2793055B1 (fr) * 1999-04-29 2001-07-13 Ge Medical Syst Sa Procede et systeme de fusion de deux images radiographiques numeriques
US6490476B1 (en) 1999-10-14 2002-12-03 Cti Pet Systems, Inc. Combined PET and X-ray CT tomograph and method for using same
US6599247B1 (en) 2000-07-07 2003-07-29 University Of Pittsburgh System and method for location-merging of real-time tomographic slice images with human vision
US7559895B2 (en) 2000-07-07 2009-07-14 University Of Pittsburgh-Of The Commonwealth System Of Higher Education Combining tomographic images in situ with direct vision using a holographic optical element
US6775405B1 (en) * 2000-09-29 2004-08-10 Koninklijke Philips Electronics, N.V. Image registration system and method using cross-entropy optimization
US6628983B1 (en) 2000-10-25 2003-09-30 Koninklijke Philips Electronics N.V. Nuclear imaging systems and methods with feature-enhanced transmission imaging
JP2002214347A (ja) * 2001-01-18 2002-07-31 Shimadzu Corp エミッションct装置
US6965661B2 (en) 2001-06-19 2005-11-15 Hitachi, Ltd. Radiological imaging apparatus and radiological imaging method
JP2005518915A (ja) * 2002-03-06 2005-06-30 シーメンス コーポレイト リサーチ インコーポレイテツド ボリュームどうしの融像の視覚化
US7117026B2 (en) * 2002-06-12 2006-10-03 Koninklijke Philips Electronics N.V. Physiological model based non-rigid image registration
US20040044282A1 (en) 2002-08-28 2004-03-04 Mixon Lonnie Mark Medical imaging systems and methods
CA2499663A1 (en) 2002-09-19 2004-04-01 Naviscan Pet Systems, Inc. Method and apparatus for cross-modality comparisons and correlation
JP4782680B2 (ja) * 2003-08-25 2011-09-28 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ Pet−ctシステムにおける較正画像アライメント装置及び方法
US7447345B2 (en) * 2003-12-16 2008-11-04 General Electric Company System and method for generating PET-CT images

Also Published As

Publication number Publication date
CN104107065B (zh) 2017-04-12
EP1815420A1 (en) 2007-08-08
CN104107065A (zh) 2014-10-22
US20090123042A1 (en) 2009-05-14
JP2008525054A (ja) 2008-07-17
WO2006054193A1 (en) 2006-05-26
US7961927B2 (en) 2011-06-14
EP1815420B1 (en) 2018-01-10
CN101061503A (zh) 2007-10-24

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP4954887B2 (ja) 異なる空間の間の3次元画像セットの最適変換
CN105916444B (zh) 由二维x射线图像来重建三维图像的方法
JP4576228B2 (ja) 生理学的モデルに基づく非剛体画像位置合わせ
US8457372B2 (en) Subtraction of a segmented anatomical feature from an acquired image
US7394923B2 (en) Imaging system for generating a substantially exact reconstruction of a region of interest
US9349197B2 (en) Left ventricle epicardium estimation in medical diagnostic imaging
JP5221394B2 (ja) ラドンデータから画像関数を再構成する方法
EP2005394B1 (en) Method for reconstruction images and reconstruction system for reconstructing images
JP4782680B2 (ja) Pet−ctシステムにおける較正画像アライメント装置及び方法
US20170079608A1 (en) Spatial Registration Of Positron Emission Tomography and Computed Tomography Acquired During Respiration
WO1997036190A1 (en) Coregistration of multi-modality data in a medical imaging system
US10614598B2 (en) Systems and methods for generating 2D projection from previously generated 3D dataset
US20110019791A1 (en) Selection of optimal views for computed tomography reconstruction
US9355454B2 (en) Automatic estimation of anatomical extents
Jiang et al. Fast four‐dimensional cone‐beam computed tomography reconstruction using deformable convolutional networks
Ahn et al. Super-resolution reconstruction of 3d pet images using two respiratory-phase low-dose ct images
Bosmans et al. Physics of Medical Imaging
WO2022073744A1 (en) System and method for automated patient and phantom positioning for nuclear medicine imaging
Chao et al. Automated Patient Positioning Guided by Cone-Beam CT for Prostate Radiotherapy

Legal Events

Date Code Title Description
A621 Written request for application examination

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621

Effective date: 20081031

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20110804

A601 Written request for extension of time

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A601

Effective date: 20111102

A602 Written permission of extension of time

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A602

Effective date: 20111110

TRDD Decision of grant or rejection written
A01 Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01

Effective date: 20120216

A01 Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01

A61 First payment of annual fees (during grant procedure)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61

Effective date: 20120314

R150 Certificate of patent or registration of utility model

Ref document number: 4954887

Country of ref document: JP

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20150323

Year of fee payment: 3

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

LAPS Cancellation because of no payment of annual fees