JP6440230B2 - マルチモダリティ撮像のシステム及び方法 - Google Patents

Description

本発明の実施形態は、一般に、複数の撮像モダリティを使用する組み合わせ検査における画像生成のためのシステム及び方法に関する。

陽電子放出断層撮影（ＰＥＴ）−磁気共鳴（ＭＲ）複合システム又はＰＥＴ−コンピュータ断層撮影法（ＣＴ）複合システムのようなハイブリッド撮像デバイスは、ＭＲ又はＣＴ測定データ及び陽電子放出断層撮影測定データの両方を同時に又は非同期的に記録するために使用することができる。第１撮像モダリティは、従来、ＭＲ又はＣＴのいずれかであり、検査されている患者における解剖学的特性を示すことができる第１画像に表示される検査ボリュームを表現することができる。第２撮像モダリティは、例えば、ＰＥＴであってもよく、さらなる画像を生成するために使用することができる。さらなる画像は、身体内の放射性物質の分布を示すために使用することができ、したがって、患者の生化学的および生理学的特性を示すことができる。ＭＲ測定データ又はＣＴ測定データは、ＰＥＴ測定データの記録の前、後、又は同時に記録されてもよい。

２つ以上の異なるモダリティによる薬剤画像の並行作成は、検査される患者の状態の改善された評価を可能にする。例えば、ＰＥＴ画像は、患者の関心領域の様々な特徴の図解を与えるために、ＭＲ画像と組み合わされるか、又はＭＲ画像に重ね合わされ得る。それにもかかわらず、医学的検査において、ハイブリッド医療撮像を行う際に、患者の位置決めが問題となる可能性がある。検査中に、同じ関心領域の異なる種類の撮像を行うために、検査対象又は患者を異なるベッド位置に移動させる必要がある。従来のＰＥＴ−ＭＲ撮像によれば、記録スケジュール（「ステップアンドシュート」スケジュールと呼ばれることもある）は、異なるベッド位置で連続的にＰＥＴ測定データを記録するために利用することができる。記録時間は、各ベッド位置に対して、予め設定されてもよい。

従来のＰＥＴ−ＭＲハイブリッドシステムでＰＥＴ測定データを記録する時間は、比較的長く、ベッド位置毎に約５〜１５分間持続する傾向がある。これは、ベッドに横になっている患者、例えば、閉所恐怖症患者に何らかの問題を引き起こす可能性がある。１つの提案された解決策は、いわゆる「スカウト画像」を用いることによって、よりターゲットを絞った正確な検査手順である。例えば、スカウト画像を使用して、患者の潜在的悪性領域を位置決めすることができる。スカウト画像の撮影は、かなり迅速になる傾向があり、それにより、患者が受ける線量及び曝露を低減し、医者はターゲットをより密接に検査できるようになる。

マルチベッドＭＲ又はＣＴ画像は、スカウト画像として用いられることがある。例えば、米国特許出願２００７／０１７３７１６を参照されたい。この特許出願では、様々なベッド位置で撮影されたスカウト画像を一緒に組み合わせて患者の全身画像を生成することが記載されている。これは、医学的検査の後の手順で用いることができる。それにもかかわらず、ＰＥＴのような異なるモダリティを用いて、より高速でより便利なスカウト画像生成の必要がある。

本発明の実施形態は、一般に、２つの撮像モダリティを使用して、組み合わせ検査を行うためのシステム及び方法に関する。本発明の少なくとも１つの実施形態は、一般に、第１撮像モダリティとして放出断層撮影を行い、準備することができるハイブリッド撮像デバイスを用いて、スカウト画像データを作成及び処理するための方法に関する。本発明の少なくとも１つの実施形態は、一般に、ハイブリッド撮像デバイスにも関する。この種類のハイブリッド撮像装置は、例えば、ＰＥＴ−ＭＲ複合システム、ＰＥＴ−ＣＴ複合システム、ＳＰＥＣＴ−ＭＲ複合システム、又はＳＰＥＣＴ−ＣＴ複合システムである。

本開示の目的は、スカウト画像処理システム、及びスカウト画像処理方法を提供することである。スカウト画像処理方法は、核医学撮像システムに適用可能である。核医学撮像システムは、さらに、ハイブリッド撮像システムであってもよく、例えば、ＰＥＴ−ＭＲシステム、ＰＥＴ−ＣＴシステム、ＳＰＥＣＴ−ＭＲシステム、又はＳＰＥＣＴ−ＣＴシステムであってもよい。スカウト画像は、ＰＥＴ画像であってもよい。ＰＥＴスカウト画像の生成は、５〜１５秒以内であってもよい。任意選択的に、ＰＥＴスカウト画像の生成は、ランドマーク又はインジケータの使用に基づいてもよい。

本明細書に開示されるハイブリッドシステムは、点広がり関数（ＰＳＦ）を用いて許容可能な処理時間で改善された画像再構成を提供することができるように点広がり関数をモデル化するための方法及び手段を提供する。ＰＥＴシステムは、リストモードにおいてＰＥＴ飛行時間（ＴＯＦ）データと共にＰＳＦをモデル化する。

本明細書に開示されるハイブリッドシステムは、特定の反復型アルゴリズムにおける点広がり関数の推定を利用する画像再構成のための方法及び手段を提供する。反復アルゴリズムは、最尤推定期待値最大化（ＭＬＥＭ）アルゴリズムであってもよい。反復アルゴリズムは、サブセット化による期待値最大化（ｏｒｄｅｒｅｄｓｕｂｓｅｔｓｅｘｐｅｃｔａｔｉｏｎｍａｘｉｍｉｚａｔｉｏｎ、ＯＳＥＭ）アルゴリズムであってもよい。

本明細書に開示されるＰＥＴシステムは、本発明の一実施形態によるＰＥＴスカウト撮像を生成する医学的検査の手順を提供する。医学的検査の手順は、データ取得、ヒストグラミング、及び透過／減衰、正規化、減衰補正、再正規化、散乱補正、画像再構成、及び画像表示のステップからなることができる。

添付の図面は、本明細書に組み込まれ、本明細書の一部を構成し、以下に記載される幾つかの態様を示す。
図１は、本発明の実施形態に係るＰＥＴ／ＭＲ撮像システムを示す図である。 図２−Ａ及び２−Ｂは、例示的な３−ＤＰＥＴシステムにおける複数の検出器リングを示す。 図３−Ａは、５１１ｋｅＶ消滅光子の非共直線性を示し、図３−Ｂは、ＰＥＴシステムにおける例示的な同時計数線を示す。 図４は、リビニングアルゴリズムの原理を示す。 図５は、異なるベッド位置に記録されたＰＥＴスカウト画像データの表現である。 図６−Ａ〜６−Ｄは、４リングスキャナーの代表的な同時計数線を示す。 図７は、本発明の実施形態に係るＰＥＴスカウト画像を得るためのプロセスを示すフローチャートである。 図８は、本発明の一実施形態に係るＰＥＴスカウト撮像を利用する医学的検査プロセスの概略図である。 図９は、本発明の一実施形態に係る合成画像又は重畳画像を生成するための装置の構成を示す図である。 図１０は、本発明の実施形態に係る点像分布関数（ＰＳＦ）方法を利用して画像を生成するプロセスを示すフローチャートである。 図１１は、本発明の一実施形態に係るＰＥＴスキャン画像を再構成するための例示的なプロセスを示すフローチャートである。 図１２は、本発明の実施形態に係る核医学画像データを取得するためのプロセスのフローチャートである。 図１３は、ＰＥＴ画像再構成のための並列／パイプライン・アーキテクチャーを示すブロック図である。 図１４は、Ｘ線変換による２次元及び３次元ＰＥＴ撮像の空間的な不変性を示す。

この説明を読んだ後、当業者には、様々な代替実施形態及び代替的な用途において本開示を実施する方法が明らかになるであろう。しかしながら、本開示の全ての実施形態が本明細書に具体的に説明されてはいない。実施形態は単なる例示であり、限定するものではないことが理解される。このように、様々な代替実施形態の詳細な説明は、以下に記載されるように、本発明の範囲又は広さを限定するものと解釈されるべきではない。

以下に説明される態様は、特定のシステム、そのようなシステムを作成する方法、又はそのような用途に限定されるものではないことを理解すべきである。本明細書で使用される用語は、特定の態様のみを説明するためのものであり、限定することを意図するものではないことも理解すべきである。

本出願の明細書及び特許請求の範囲によれば、他に特に規定がなければ、「一つの（ａ）」、「一つの（ａｎ）」及び／又は「前記（ｔｈｅ）」のような冠詞は、必ずしも単一の形態を示すものではなく、複数形も含む。一般に、「含む」又は「備える」などの表現は、番号付きのステップ又は要素を示すためにのみ使用される。しかしながら、これらのステップ及び要素の列挙は排他的ではなく、方法又は装置は他のステップ又は要素を含むことができる。

ＰＥＴという用語は陽電子放射断層撮影を意味し、ＣＴという用語はコンピュータ断層撮影を意味し、ＭＲという用語は磁気共鳴を意味し、ＳＰＥＣＴという用語は単一光子放射断層撮影を意味することを理解すべきである。

例えば、ＰＥＴ−ＣＴ、ＳＰＥＣＴＣＴ、ＰＥＴ−ＭＲ及びＳＰＥＣＴ−ＭＲのようないわゆる「ハイブリッドモダリティ」は、近年医療撮像の分野において多くの注目を集めている。そのような組み合わせの利点は、高い局所分解能を有する１つのモダリティ（例えば、ＭＲ又はＣＴ）と、高感度を有するモダリティ（例えば、ＳＰＥＣＴ又はＰＥＴ）との接続を含む。以下では、説明のために、ＰＥＴ−ＭＲ複合システム又はＰＥＴ−ＣＴ複合システムを参照する。しかしながら、本発明の実施形態は、一般に、あらゆる形態のハイブリッドモダリティ又は関連する測定方法に使用することができる。例えば、本発明の実施形態は、ＳＰＥＣＴ−ＭＲハイブリッドシステムにおいて使用されてもよく、適切な収容又は変更が、以下に記載される本発明の範囲又は幅内の同一又は同様の趣旨でなされ得る。

ＰＥＴ−ＭＲ複合システム又はＰＥＴ−ＣＴ複合システムのようなハイブリッド撮像デバイスを用いて、ＭＲ又はＣＴ測定データ及び陽電子放出断層撮影測定データの両方を同時に又は非同期的に記録することができる。幾つかの実施形態において、第１撮像モダリティは、ＭＲ又はＣＴのいずれかであり、検査対象における解剖学的特性を示すことができる第１画像に表示される検査ボリュームを表現することができる。第２撮像モダリティ（例えば、ＰＥＴ）は、さらなる画像を生成するために使用することができる。さらなる画像は、対象体内の放射性物質の分布を示すために使用することができ、したがって、対象の生化学的および生理学的特性を示すことができる。ＭＲ測定データ又はＣＴ測定データは、ＰＥＴ測定データの記録の前、後、又は同時に記録されてもよい。

他の実施形態では、第１撮像モダリティはＰＥＴであってもよく、対象体内の放射性物質の分布を示し、生化学的及び生理学的機能（機能的撮像）を表現することができる。第２撮像モダリティは、さらなる画像を生成するために使用することができる。第２撮像モダリティは、検査対象の解剖学的関係を示すように構成されているＭＲ又はＣＴ撮像デバイスであってもよい。

ＭＲシステムは、制御ユニットと、測定ユニットと、撮像ユニットとを含むことができる。幾つかの実施形態では、測定プログラムが制御ユニットで操作し、計画された測定順序に従ってＭＲ信号を記録するために測定ユニットを作動させることができる。幾つかの他の実施形態では、測定プログラムは、多数のプログラムステップ及び任意に測定ブレークを含むことができる。測定ブレークの際に、オペレータは、例えば、患者が位置するか横たわるベッドの位置、または患者支持体の高さを調整し、又は患者に造影剤を投与することができる。幾つかの実施形態では、各プログラムステップに、測定目的のために測定ユニットの物理的パラメータを制御する測定プロトコルを割り当てることができる。

ＰＥＴは、臓器または細胞領域の機能を定量的に評価するために、陽電子放射体及び陽電子消滅の特性を使用することができる。この目的のために、対応する放射性医薬品を、医学的検査の前に患者に投与することができる。放射性医薬品の崩壊過程では、放射性核種が陽電子を放出し、陽電子は短い距離を移動した後に電子と相互作用する可能性がある。この過程はいわゆる消滅である。これらの消滅「イベントペア」を一定期間検出することにより、患者身体の断面における放射性医薬品の同位体分布を再構成することができる。これらのイベントは、次に、患者の体内にマッピングすることができ、これにより、生体内での関心ボリュームにおける代謝、生化学的及び／又は機能的活性の定量的測定を可能にする。

幾つかの実施形態では、グルコース代謝速度、脳血流、組織生存率、酸素代謝及び生体内脳神経細胞活性を含むがこれらに限定されない様々な生理学的パラメータを評価するために、ＰＥＴ画像（多くの場合、想定される生理学的モデルと併せて）を使用することができる。

幾つかの実施形態では、消滅「イベントペア」は、特定の時間ウィンドウ（同時計数測定、ｃｏｉｎｃｉｄｅｎｃｅｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ）内の２つの対向するＰＥＴ検出器ブロックを利用することによって捕捉されてもよく、消滅場所は２つの検出器ブロック間の接続線上の位置で決定されてもよい。他の実施形態では、ＰＥＴ検出器は、複数対の検出ブロックを有することができ、検出ブロックの各対は、それらのシンチレータ面が互いに対向してサンプル領域に隣接する。ＰＥＴ検出器の複数の検出ブロックは、立方柱構造及び樽型構造を含むがこれらに限定されない様々な異なる構成を形成することができる。例えば、立方柱構造では、４つの検出ブロックが２つの対向する対を形成し、各対がサンプル領域に隣接して立方柱を形成する。隣接する検出ブロック間の角度は９０度である。樽型構成では、８つの検出ブロックが４つの対向対を形成し、各対がサンプル領域に隣接して樽を形成する。８つの検出ブロックは３６０度の円にも分散する。ＰＥＴ検出器の他の可能な構成は、本システムと関連して使用されてもよい。

幾つかの実施形態では、ＰＥＴデータにおける異なる生物学的特性を表示するために、いわゆるトレーサを使用して、その後の検査で解析される１つの撮像プロセスにおいて関心領域をさらに最適化することができる。

幾つかの実施形態では、関心のボリューム又は関心領域を示すために、ＰＥＴ画像をスカウト画像又はプレスキャン画像として使用することができる。ＰＥＴスカウト画像は、ハイブリッドＰＥＴ／ＭＲ検査のような更なる医学的検査を進めるために、医者をガイドするために使用することができる。ＰＥＴスカウト画像は、短い時間ウィンドウで作ることができる。例えば、時間ウィンドウは数秒から数十分であってもよい。時間ウィンドウは数十秒から数分であってもよい。時間ウィンドウは５秒〜１５秒であってもよい。

幾つかの他の実施形態では、ＰＥＴスカウト画像は、様々な画像再構成アルゴリズムを使用して再生されてもよい。例えば、ＰＥＴスカウト画像は、ＯＳＥＭ（サブセット化による期待値最大化）アルゴリズム、又はＭＬＥＭ（最尤推定−期待値最大化）アルゴリズム、又は３ＤＲＰアルゴリズムを用いて再生されてもよい。

図１は、本発明の幾つかの実施形態に係るハイブリッドＰＥＴーＭＲ撮像システムを示す図である。

ＰＥＴ撮像を提供するための装置１００は、撮影装置１０１を介して測定対象１０２から照射されるガンマ光子に応じた応答線を検出することができる。ＭＲ撮像デバイス１０７は、撮影装置１０１の外部に配置することができる。装置１００はサイノグラムを生成し、生成されたサイノグラムを用いてＰＥＴスカウト画像を得ることができる。得られたＰＥＴスカウト画像は、表示装置に出力することができる。

ＰＥＴ撮像を提供するための装置１００は、応答線検出部１０３と、サイノグラム抽出部１０４と、記憶デバイス１０５と、画像再構成ユニット１０６を備えることができる。

応答線検出部１０３は、測定対象から照射されるガンマ光子に応じた応答線を検出することができる。幾つかの実施形態では、測定ターゲットは物体であってもよい。他の実施形態では、測定ターゲットは患者であってもよい。サイノグラム抽出部１０４は、検出された応答線からサイノグラムを抽出することができる。幾つかの実施形態では、複数の応答線をサイノグラムに変換することができる。応答線をソノグラムに変換する様々な方法は、当業者に知られており、リストモード法を含むがこれに限定されない。

記憶デバイス１０５は、サイノグラム抽出部１０４から抽出されたサイノグラムを記憶することができる。幾つかの実施形態では、記憶デバイス１０５は、サイノグラム抽出部１０４から得られた抽出されたサイノグラムに対して幾つかの予備操作を実行することができる。単に例として、記憶デバイス１０５は、最尤推定−期待値最大化（ｍａｘｉｍｕｍｌｉｋｅｌｉｈｏｏｄｅｘｐｅｃｔａｔｉｏｎｍａｘｉｍｉｚａｔｉｏｎ、ＭＬＥＭ）アルゴリズム又はサブセット化による期待値最大化（ＯＳＥＭ）アルゴリズムのような最大事前期待値最大化アルゴリズム（ｍａｘｉｍｕｍａｐｒｉｏｒｉｅｘｐｅｃｔａｔｉｏｎｍａｘｉｍｉｚａｔｉｏｎａｌｇｏｒｉｔｈｍ、ＭＡＰ−ＥＭ）を用いて、抽出されたサイノグラムを高分解能ソノグラム変換してもよい。本発明の幾つかの実施形態に係る記憶デバイス１０５は、一組の高分解能サイノグラムを記憶してもよい。

本発明の幾つかの実施形態によれば、ＭＬＥＭアルゴリズムに基づくＯＳＥＭアルゴリズムを適用することにより、サイノグラムの計算において非負特性を維持することができる。記憶デバイス１０５又は画像再構成ユニット１０６にＭＬＥＭアルゴリズム又はＯＳＥＭアルゴリズムを適用することによって、サイノグラムの非負特性を維持することができる。

画像再構成処理ユニット１０６は、記憶デバイス１０５に記憶されるソノグラムからＰＥＴスカウト画像を再構成することができる。幾つかの実施形態では、画像再構成処理ユニット１０６は、サイノグラム抽出部１０４で生成されるサイノグラム及び／又は記憶デバイス１０５に記憶される一組のサイノグラムの両方を用いて、ＰＥＴ画像を再構成することができる。

幾つかの実施形態では、画像再構成ユニット１０６は、解析的再構成アルゴリズム又は反復再構成アルゴリズムを用いて、ＰＥＴ画像を再構成することができる。幾つかの実施形態では、画像再構成ユニット１０６は、フィルタ補正逆投影（ＦＢＰ）アルゴリズムに類似する解析的再構成アルゴリズムを用いて、ＰＥＴ画像を再構成することができる。他の実施形態では、画像再構成ユニット１０６は、３次元再投影（３ＤＲＰ）アルゴリズムに類似する解析的再構成アルゴリズムを用いて、ＰＥＴ画像を再構成することができる。幾つかの実施形態では、画像再構成ユニット１０６は、サブセット化による期待値最大化（ＯＳＥＭ）アルゴリズムに類似する反復再構成アルゴリズムを用いて、ＰＥＴ画像を再構成することができる。他の実施形態では、画像再構成ユニット１０６は、最尤推定−期待値最大化（ＭＬＥＭ）アルゴリズムに類似する反復再構成アルゴリズムを用いて、ＰＥＴ画像を再構成することができる。

上記のＰＥＴ画像を生成することに関与するシステム及び手順の簡潔な説明の他に、ＰＥＴ画像を得るために関与する撮像プロセス及び装置のより体系的で詳細な説明が後で説明される。幾つかの実施形態では、図１における撮影装置１０１は、ＰＥＴスキャナーであってもよい。複数の検出器リングを有する例示的なＰＥＴスキャナーは図２−Ａに示される。図２−Ａでは、ＰＭＴは示されていない。図に示されるように、ＰＥＴスキャナー２００は、３つの検出器リング２０１、２０２及び２０３を備えてもよい。図２−Ｂは、幾つかの実施形態に係るＰＥＴスキャナーの検出器リングの斜視図である。図２−Ｂは、１６個の検出器リングを有するスキャナー２０４を示す。一対のガンマ線を検出した検出器が同じリングに配置されている場合には、体軸横断面（ｔｒａｎｓ−ａｘｉａｌｐｌａｎｅ）である同時計数面（ｃｏｉｎｃｉｄｅｎｃｅｐｌａｎｅ）が直接面と呼ばれる。一対のガンマ線を検出した検出器が異なるリングに配置されている場合、斜面である同時計数面は交差面と呼ばれる。

検出器リングは、陽電子と電子との間の相互作用によって生じる消滅において生成されたガンマ量子（「光子」）を捕捉することができる。陽電子に関連するいくらかの残留運動量が存在する可能性があるので、２つの消滅光子は、１８０°から僅かにずれて放出することもできる。幾つかの実施形態では、これらの光子を検出した２つのペアリング検出器を接続する直線は、放出された光子の元の消滅線から僅かにずれることがある。幾つかの実施形態では、ずれは±０．２５°以下であってもよい。

その結果、２つの検出器の間の観測された同時計数線（ｌｉｎｅｏｆｒｅｓｐｏｎｓｅ）（ＬＯＲ）は、消滅点と交差することがないが、図３−Ａに示すように、消滅点から若干変位する可能性がある。この誤差（Ｒｅ）は、スキャナーの空間分解能を低下させ、２つのペアリング検出器間の距離の増加とともに劣化する可能性がある。この誤差は、点広がり関数（ＰＳＦ）法を用いて計算することができる。幾つかの実施形態では、Ｄが２つの検出器間の距離（例えば、ｃｍ）（即ち、検出器リング直径）である場合、誤差は以下のように点広がり関数（ＰＳＦ）から計算され得る。Ｒｅ＝０．００２２Ｄである。

図３−Ｂは、ＰＥＴシステムにおける例示的な同時計数線（ｌｉｎｅ−ｏｆ−ｒｅｓｐｏｎｓｅ）（ＬＯＲ）を示す。幾つかの実施形態では、同時計数イベント（ｃｏｉｎｃｉｄｅｎｃｅｅｖｅｎｔ）に関連するデータは、対応するＬＯＲに基づいてサイノグラムの形式で格納されてもよい。単に例として、図３−Ｂに示すＰＥＴスキャナーのようなＰＥＴスキャナーでは、一対の同時計数イベントが２つの対向する検出器３０３及び３０４によって検出される場合、ＬＯＲは、２つの検出器を連結する直線３０５として確立され得る。このＬＯＲを識別するために２つの座標（ｒ、θ）が使用されてもよい。ｒは、検出器リング３００の中心軸からのＬＯＲの半径方向距離であり、θは、ＬＯＲとＸ軸との間の横断角である。検出された同時計数イベントは、２Ｄマトリックスλ（ｒ，θ）として記録されてもよい。ＰＥＴスキャナーが様々なＬＯＲに沿って同時計数イベントを検出し続けると、これらのイベントはビニングされ、マトリックスλ（ｒ、θ）の対応する要素に蓄積され得る。結果は、２Ｄサイノグラムマトリックスλ（ｒ、θ）であり、その各要素は特定のＬＯＲのイベントカウントを保持する。３ＤＰＥＴスキャナーでは、４つの座標（ｒ，θ，φ，ｚ）を使用してＬＯＲを定義することができる。第３の座標φはＬＯＲと検出器リングの中心軸との間の軸角であり、ｚはＺ軸に沿った検出器の中心からのＬＯＲの距離である。幾つかの実施形態では、第３及び第４座標は、φ座標及びｚ座標の両方を定義することができる１つのみの変数ｖに組み合わすことができる。この場合、検出された同時計数イベントは、３Ｄサイノグラムマトリックスλ（ｒ，θ，ｖ）に記憶されてもよい。

上述した真の同時計数イベントに加えて、２つの他の種類の同時計数イベントもＰＥＴスキャナーにより検出され得る。これらの余計なイベントは、データ収集及び画像再構成プロセスを複雑にする可能性がある。消滅光子は、患者の体外に放射されると散乱効果を示す可能性があるため、第１種類の交絡イベントが生じる。消滅光子の一方又は両方が散乱し、続いて偶然に検出される場合、これらの光子は、消滅イベントの部位に対応しないＬＯＲに沿って同時計数イベントを登録することができる。これらのイベントは、散乱同時計数と呼んでもよい。幾つかの場合、散乱光子が５１１ｋｅＶ未満のエネルギーを有するという点で、散乱同時計数は真の同時計数と区別される場合もある。しかしながら、実際には、各検出された光子のエネルギーは、正確に測定されないことがある。その結果、幾つかの散乱光子と幾つかの散乱同時計数は同時に、スキャナーによって受け入れられることがある。散乱効果は、画像再構成プロセスにおいて、点広がり関数法、再正規化法など、またはそれらの組み合わせを使用することによって考慮することができる。

第２種類の交絡同時計数イベントは、同時に発生した２つの異なる消滅イベントから生じた２つの光子の実質的に同時の検出から生じることがある。これらの同時計数は、「偶発同時計数」と呼んでもよい。偶発同時計数の寄与は、同時発生の光子の同時検出を定義するために使用されるタイミングウィンドウを減少させることによって低減され得るが、幾つかの偶発同時計数は依然としてスキャナーによって受け入れられ得る。本発明の幾つかの例示的な実施形態によれば、偶発同時計数の受け入れのレートは、遅延ウィンドウ法や、シングルからのランダム法など、又は上述の方法の組み合わせを含むがこれらに限定されない幾つかの方法によって推定することができる。

ＰＥＴにおいて、本発明の例示的な実施形態として、サイノグラムデータの記録は、「リストモード」の形態で達成されてもよいし、（光子の検出器への）到着の時間又は位置、もしくは検出の時間又は位置に従ってリストモードファイルにリストされてもよい。リストモードデータフォーマットは、生データ、即ち検出器によって検出されタイムスタンプと共に記録されたイベントを意味する。幾つかの実施形態では、測定データは、放射断層撮影再構成に便利である前処理したフォーマットで記録される。単に一例として、特定のリストモードデータフォーマットで、イベントの各々は、撮像検出器番号及びｘ、ｙ座標位置によって識別される。幾つかの例では、リストモードデータフォーマットにおけるデータは、（ｉａ，ｉｂ，ｒａ，ｒｂ）によって与えられてもよい。ここで、（ｉａ，ｉｂ）は、ＬＯＲに関連する一対の検出器リングのラベリングであり、（ｒａ，ｒｂ）は、縦方向の上方の一対の検出器リングのラベルである。

本発明の幾つかの実施形態において、図６−Ａ〜６−Ｃは、４リングスキャナー６０１のリストモードデータフォーマットを示す。図６−Ａは、直接的な同時計数面０、２、４、６及び一対の斜めの同時計数面１、３、５を示す。図６−Ｂは、斜めの同時計数面７、８、９を示す。図６−Ｃは、対応する斜めの同時計数面１０、１１、１２を示す。図６−Ｄは、マトリックス６０２上のこれらの同時計数面の配置を示しており、これは３ＤＰＥＴにおけるデータセットサイズを縮小するために一緒にグループ化される応答面のグラフ表示である。図６−Ｄのマトリックス６０２を参照すると、同時計数面０〜１２は、図６−Ａ〜６−Ｃに示されるリングｉ、ｊの座標に対応するセル内の数字によって示される。

図６−Ｂ及び６−Ｃに示すように、同時計数面８及び１１は、斜面がスキャナー６０１のリング数に対して有する直接面からの最大角度を規定する。この角度は、受容角度と呼んでもよい。

幾つかの実施形態では、リストモードデータの取得後に、取得されたデータを同期的又は非同期的に処理するための合理化された手順は続いて提示することができる。単に例として、合理化された手順は、ヒストグラミング、正規化、透過／減衰、減衰補正、散乱補正、リビニング、画像再構成、及び画像表示を行うことによって開始することができる。他の幾つか例では、リビニングの手順を省略し、散乱補正が完了した直後に画像再構成を実行することができる。幾つかの実施形態では、画像再構成と同時に正規化を実行することができる。

ハイブリッドＰＥＴ／ＭＲシステムでは、減衰補正が必要な場合がある。幾つかの実施形態では、ＭＲコイルは部分的に輻射透過性であるが、ＭＲコイル、並びに、例えば、ベッド（検査される患者がいる場所）を含む近傍の他の物体によって引き起こされる減衰に対してデータが補正されなければ、ＭＲコイルは画質を劣化させる可能性がある。

減衰補正を実行するには幾つかの方法がある。幾つかの実施形態では、ＰＥＴ／ＭＲハイブリッドシステムは、ＰＥＴ画像の減衰補正のためにＭＲスキャンを使用することができる。幾つかの実施形態では、ハイブリッドＰＥＴ／ＭＲシステムの場合、患者の減衰マップは、ＰＥＴスカウト画像に基づいて展開することができる。ＰＥＴ患者スカウト画像は、様々な組織及び器官が識別され、適切な減衰係数が適用されるようにセグメント化されてもよい。

ＰＥＴスキャナーでは、解析技術と反復技術の２種類の画像再構成が可能である。解析技術は、フィルタ補正逆投影（ＦＢＰ）技術を含むがこれに限定されない。ＦＢＰ法は、その構造が簡単であり且つ計算時間が比較的短いため、コンピュータ断層撮影法（ＣＴ）のような透過断層撮影システムに使用することができる。反復技術は、ＰＥＴシステムに使用することができる。例示的な反復技術は、生データのポアソン性質をアルゴリズムに組み込む最尤推定−期待値最大化（ＭＬＥＭ）を含むがこれに限定されない。

期待値最大化（ＥＭ）アルゴリズムは画像推定を反復的に推測するにつれて、画像の低周波成分は、最初の数回の反復内に現れる。最尤（ＭＬ）推定が進むと、ますます多くの高周波数定義が画像内で分解され、より多くの分散を効果的に再構成に追加する。この分散は、アルゴリズムを早期に停止することによって、又は再構成を後平滑化することによって低減することができる。ＭＬＥＭの収束率は画像に依存する可能性がある。幾つかの実施形態では、ＭＬＥＭは、許容可能な解に達するために約２０〜５０回の反復を必要とすることがある。

幾つかの実施形態では、サブセット化による期待値最大化（ＯＳＥＭ）アルゴリズムがＭＬＥＭより桁違いの加速を提供するので、ＯＳＥＭアルゴリズムは適用されることがある。ＯＳＥＭは、全ての投影データを使用して画像データを更新するＭＬＥＭとは異なり、投影データを順序付きサブセット（又はブロック）にグループ化し、各反復プロセスに投影の各サブセットを徐々に処理する。各サブセットは、画像強度データ全体を更新してもよく、且つ、すべての投影データ（ｋ個のサブセットがあると仮定する）が使用されると、画像強度データはｋ回更新される。これは、ステップと呼ばれる。画像データは、ＭＬＥＭの反復ステップごとに１回更新されるが、ＯＳＥＭではｋ回更新される。

ＯＳＥＭ再構成アルゴリズムの例示は、以下の通りである。
Ｓ_１、Ｓ_１、．．．、Ｓ_ＬはＬソートされたサブセットであり、本開示は直交区画を採用するため、各サブセット内の投影データ（検出器）の数はJ＝Ｍ／Ｌである。Ｘ^０はＦＢＰアルゴリズムを用いた初期化された画像を表す。Ｘ^ｉは、反復ｉ後の画像を表す。展開されたＯＳＥＭアルゴリズムの具体的なステップは次のとおりである。
１．ｉ＝０と設定し、ＦＢＰアルゴリズムを用いて画像Ｘ＝Ｘ^０を初期化する。
２．画像Ｘ^ｉが収束要求を満たすまで、以下のステップを反復する。
ａ）Ｘ＝Ｘ^ｉ、ｉ＝ｉ＋１と設定する。
ｂ）各サブセットについては、Ｓ_ｌ、ｌ＝１，２，．．．，Ｌとして、次の反復をプロセスする。
（１）プロジェクトでは、サブセットＳ_ｌにおける検出器ｉ（ｉ＝１，２，．．．，Ｍ）毎に、α_ｉｊが検出器ｉのｘ_ｊの寄与を表すと仮定して、その数学的期待値を計算する。

（２）バックプロジェクトでは、反復ｌで画像を更新する。


（３）ｌ＝ｌ＋１。
本明細書に記載のＯＳＥＭアルゴリズムは、式（１）で投影データ（サブセットＳ_ｌ）の一部のみを用いるが、式（２）で画像Ｘ全体を更新する。
（ｃ）ｌ＝Ｌ＋１であれば、Ｘ^ｉ＝Ｘ^Ｌであり、ステップａ）とｂ）を繰り返すことによって反復を行う。

当業者は、本発明の趣旨及び範囲から逸脱することなく、処理段階を変更することができ、又は追加の処理段階（アーク補正などの様々な補正）をアルゴリズムに追加することができることを認識する。例えば、上記のステップ１において、画像の初期化は、初期画像を画像の各画素に対して値１に設定することによって与えられる。別の例として、ＯＳＥＭアルゴリズムは、以下のステップを利用して与えられてもよい。

ここで、Ｓ_ｋはｋ番目のサブセットであり、Ｌ_ｉｋはｋ番目のサブセットにおけるｉ_ｋ番目のＬＯＲであり、Ｗ_ｔは対応する点広がり関数（ＰＳＦ）であり、Ｍ_ｉｋｊはＬＯＲＬ_ｉｋ及びｊ番目の画素に対応するシステムマトリックスの値であり、ｆ_ｊ ^（ｎ）はｎ回目の反復後のｊ番目の画素の値であり、ｍ_ｉｋは正規化の手順後のｉ_ｋ番目のＬＯＲ上の実際のカウント数である。

画像再構成に使用される反復技術とは別に、解析技術を画像構成に使用することもできる。単に例として、３次元再投影（３ＤＲＰ）アルゴリズムは、ＰＥＴスカウト画像を得るために使用することもできる

３ＤＲＰアルゴリズムのメカニズムを説明すると、空間的に変化するスキャナー応答は、スキャナーの有限の軸方向範囲の結果として理解され、不完全な投影につながることに留意する。図１４に示すように、二次元リングスキャナーでは、点光源の観測された強度は、スキャナーのＦＯＶ内の点光源の位置にかかわらず、ほぼ一定のままである。しかしながら、不完全な投影を有する三次元円筒形スキャナーについて、観察される点光源の強度は、特に点光源が軸方向に移動するときに、スキャナーのＦＯＶ内部の点光源の位置に応じて変化する（図１４）。

単に例として、３ＤＲＰ法のステップは、以下のとおりであってもよい。
（１）収集された投影データに対して、角度が十分に小さい（例えば、２０％未満、１５％未満、１０％未満、５％未満、又は３％未満）投影データのサブセットから３次元低統計画像が形成される。
（２）この第１の画像は、投影面の残りのサブセットにおける欠落した投影データの領域上に前方に投影されるか、又は再投影される。
（３）適切なフィルタ（例えば、ハイパスフィルタ、ローパスフィルタ、Ｃｏｌｓｈｅｒフィルタ、バターワースフィルタ、ハン（Ｈａｎｎ）フィルタ）を使用して、新たな一組の投影データがフィルタリングされ、元の完全な投影と共に逆投影されて、高統計及び三次元画像が形成される。

幾つかの実施形態では、測定されたデータは、３次元Ｘ線変換を介して何らかの形式の信号平均化を使用することによって、積み重ねられた（容積の）一組の２次元横断方向サイノグラムを推定するために利用されてもよい。このような手順は、リビニングアルゴリズムと呼ばれる。各リビニングされたサイノグラムは、解析又は反復二次元再構成法のいずれかで効率的に再構成することができる。さらに、リビニングは、データのサイズを縮小することができる。

幾つかの実施形態では、２次元スライス技術を使用することによって、３次元データに対してリビニングのプロセスを実行することができる。図４は、リビニングアルゴリズムの原理を示す。３次元データは、スキャナーから取得され、Ｎ^２斜めのサイノグラム４０２に処理される。Ｎは、スキャンされた画像の直接スライス又はサイノグラムの数を表す。斜めのサイノグラムは、隣接する検出器リング間の軸方向距離の１／２で分離されたスライスを表す２Ｎ−１個の普通のサイノグラム４０３にリビニングされる。リビニングされたデータ４０３は、２Ｄ数値アルゴリズムを使用して、３Ｄ画像４０４のための２Ｎ-１個のスライスに変換される。２Ｄ数値アルゴリズムは、フィルタ補正逆投影（ＦＢＰ）アルゴリズムを含むが、これに限定されない。リビニングのプロセスは、当業者には公知であろう。

幾つかの実施形態では、シングル・スライス・リビニング（ＳＳＲＢ）アルゴリズムは、リビニングプロセスで使用されてもよい。ここで、リビニングされたサイノグラムは、長軸断方向視野の中心で直接面と交差する斜めのサイノグラムの全てを平均化することによって形成される。幾つかの実施形態では、フーリエ変換された斜めのソノグラム及び横断方向ソノグラムにおける特定の要素間の合理的に正確な等価性に基づくフーリエ・リビニング（ＦＯＲＥ）アルゴリズムを使用することができる。言い換えれば、フーリエ変換された斜めサイノグラムは、横断方向サイノグラムにリゾートされ、フーリエ変換のサンプリングのための正規化の後、正確な直接サイノグラムを復元するために逆変換される。

ＰＥＴスカウト撮像のための画像再構成の問題とは別に、複数のスカウト画像の問題、それらの組み合わせ又は融合についても対処する必要がある。単に例として、検査中に、関心領域の撮像を確実にするために、検査対象又は患者を異なるベッド位置に移動させる必要がある。ハイブリッドのＰＥＴ−ＭＲ撮像によれば、記録スケジュール（「ステップアンドシュート」スケジュールと呼ばれることもある）は、異なるベッド位置で連続的にＰＥＴ測定データを記録するために利用することができる。記録時間は、各ベッド位置に対して、予め設定されてもよい。他の実施形態では、記録時間は、オペレータによって手動で設定されてもよい

幾つかの実施形態では、ＣＴプレスキャン画像又はＭＲプレスキャン画像は、スカウト画像として使用することができる。スカウト画像は、医療スキャン取得を計画及び監視するために使用することができる。また、放射線量があればそれを許容可能なレベルに維持すると同時に、十分な幾何学的詳細を得るための必要な時間を短縮するために、スカウト画像を使用することができる。単に例として、ＭＲ画像をスカウト画像として用いる場合、まず、撮像される対象の領域に基づいてスカウト画像を得るために、開始位置及び終了位置が設定される。スカウト画像は、スカウト位置決め画像又はローカライザ画像と呼んでもよい。各断面画像が取得される角度を決定するために、診断目的のためにＭＲ画像を得る前に、スカウト画像を取得することができる。スカウト画像は、ＭＲ画像データの位置の指標としても役立つことができる。スカウト画像は、内部器官又は病変の位置及び全体形状を識別するために使用され、診断用ＭＲ画像よりも低い分解能で得られる。

本発明の幾つかの実施形態では、スカウト画像は、患者の関心ボリューム又は関心領域を位置決めするために使用することができる。単に例として、ＰＥＴ画像をスカウト画像として用いる場合、例示的な関心ボリュームは、スカウトスキャン画像を見直した後にオペレータによって手動で選択されてもよい。任意選択的に、関心ボリュームは、スカウト画像を生成するために利用されるスキャンデータを履歴スキャンデータと比較することによって、ＰＥＴ撮像システムによって自動的に選択されてもよい。

さらに、スカウト画像を使用して、異なる感度及び分解能で患者の複数回のスキャンを行うことができる。

例として、スカウト画像は、より高い感度及びより低い分解能の構成で取得することができる。特定の例示的な実施形態では、第１画像は、患者の腎臓であってもよい。そして、患者の特定の位置、サイズ、体形、及びγ線減衰組織の分布に応じて、コリメータ構成は調整されてもよい。調整は、行われている撮影又は行われる撮影の感度と分解能との間のバランスを改善することができる。次に、患者が離れることなく、同じ検査中に第２画像を取得することができる。調整に基づいて、この第２画像は、第１画像と比べて、より高い分解能でより低い感度であってもよい。

さらに、スカウト画像は、患者の複数のスキャンの間の相対位置を描くためにランドマーキングを使用することによって実施することができる。単に例として、この方法は、以下に説明するように、ランドマーク修正に使用される画像を取得することを含んでもよい。幾つかの実施形態では、目盛り画像は任意に得られ、これは自動的に又は手動で実行され得る。例えば、並行撮像を用いたＰＥＴスキャンにおいて、患者の広い領域にわたるスカウトスキャンを「目盛り」スキャンの一部として取得して、目盛り画像を取得することができる。

この方法は、自動的に又は手動で実行され得るローカライザ画像を任意に取得することも含むことができる。ローカライザ画像は、患者の関心領域を位置決めするのに使用することができる。ローカライザ画像は、ハイブリッドモダリティ撮像システムを用いて取得することができる。さらに、シングルモダリティ撮像システムは、ＰＥＴ撮像システム又はＭＲ撮像システムであってもよい。ローカライザ画像は、例えば、心臓領域などの関心領域が１つ以上のローカライザ画像の視野内に位置することを保証するために使用されてもよい。視野（ＦＯＶ）という用語は、取得の物理的な寸法を指すことができる。例えば、患者の胸部領域及び／又は心臓領域を表す画像又は画像ボリュームを、画像が心臓を含むように取得することができる。ローカライザ画像は、スカウト画像、ローカライザ、スキャノグラム、計画スキャンなどを含むことができる。

様々な実施形態では、２Ｄローカライザ画像又は３Ｄローカライザ画像を取得することができる。ローカライザ画像は、矢状面、冠状面、軸面、関心ボリューム、複数の関心ボリューム、又は任意の平面、又はそれらの組み合わせで取得することができる。

なお、マルチモダリティ撮像システムを用いてローカライザ画像を取得する場合、マルチモーダル空間内のデータを一致させるために、取得された各ローカライザ画像の特徴空間は、標準化されてもよい。特徴は、ローカライザ画像における特徴点であってもよい。また、特徴は、最大階調レベルを有するローカライザ画像内の領域であってもよい。目盛り及び／又はローカライザ画像を使用して、画像内の１つ以上のランドマーク位置を決定することができる。単に例として、関心のある解剖学的構造のような特定の関心領域に基づいて、ここで説明するように、１つ以上のランドマーク位置を決定することができる。一般に、適切な画像分割又は他の分解方法などを使用してローカライザ画像を処理して、特定の患者の解剖学的構造を識別することができる。そして、この解剖学的構造を使用して、１つ以上のランドマーク位置を識別することができる。識別された１つ以上のランドマーク位置は、決定された１組の理想的なランドマーク位置の１つまたは複数であってもよい。したがって、幾つかの実施形態では、ローカライザ画像の分割は、患者の身体内のサブ解剖学的構造を識別することができる。サブ解剖学的構造（例えば、身体内の相対的な位置）の既知の関係、統計又は他の測定に基づいて、１つ以上のランドマークが決定されてもよい。よって、幾つかの実施形態では、撮像されたランドマークを認識又は識別し、次いで、２つの識別されたランドマーク（例えば、２つの器官）の間の中点のような任意の理想的なランドマークを選択することによって、補正を提供することができる。

このようにして、初期のランドマークと識別されたランドマークとの間のオフセットを計算することができる。単に例として、初期のランドマークからのランドマークの位置と、目盛り及び／又はローカライザ画像から決定された所望の又は理想的なランドマークとの差が決定される。例えば、１つ以上の目盛り及び／又はローカライザ画像を用いて、これらの画像を、最初の患者のランドマークからの画像と比較することができる。比較は、目盛り及び／又はローカライザ画像と初期のランドマークとの間の差を決定することができる。例えば、画像の画素ごとの比較を実行して、現在のランドマークと所望の又は理想的なランドマークとの間のオフセットを決定することができる。

従来のＰＥＴ装置では、広い範囲でスカウト画像を撮影することが困難である。スカウト画像を用いてＦＯＶを設定するために、上述した方法を画像領域毎にＮ回繰り返してもよい。

２つの画像領域（Ｎ＝２）を含む例についてＦＯＶを設定するプロセス。第１画像領域に対してアイソセンターが対象に設定された後、アイソセンターは、ＰＥＴ撮像装置（例えばガントリー）の別個の部分のアイソセンターに移動させる。スカウト画像を得るための開始位置と終了位置が設定され、スカウト画像が取得される。スカウト画像から得られた情報を用いて詳細なＦＯＶが設定され、第１画像領域について検査が行われる。第１画像領域の検査が終了した後に、第２画像領域について同じ操作を繰り返すことができる。次いで、２つのスカウト画像は一緒に組み合わせられて、関心領域のスカウト画像を形成し、患者の特定の身体領域についてより詳細な、完全な情報を提供することができる。

ハイブリッド医療撮像システムでは、測定計画に関するモダリティの様々な要件は、最適測定シーケンスの計画の困難を増大させる可能性がある。ハイブリッドモダリティを用いて取得されたデータレコードの最適な診断評価のためには、適切な方法で検査を準備し、実行することが必要である。

幾つかの実施形態では、シーケンシャル記録は、両方のモダリティによって使用される。単に例として、ＭＲ測定及びＰＥＴ測定は、交互に計画することができる。例えば、ＭＲ検査は、患者を支持する患者ベッドが磁石を通過し、異なるベッド位置で検査を行うという点で、身体のかなり広い領域を検査することができる技術を展開することができる。これにより、システムにおいて利用可能な検査ボリュームより大きい身体の様々な領域を検査することが可能になる。

幾つかの実施形態では、利用可能な画像フィールドより大きい身体領域を検査してもよく、この場合、多数のいわゆるレベルが測定される。身体領域は、測定のために個々のセグメントに分割される。幾つかの実施形態では、測定領域は、関連するベッド位置における複数のサブ測定を含むことができる。異なるレベル（ベッド位置又は撮像領域）の異なる身体領域を検査することによって、身体を全体として記録することが可能である。各レベルで記録された画像は、例えば、エコー時間、繰り返し時間、層厚、層の数、ボクセルサイズ、層の向きなどを含む１組の測定パラメータに関連付けることができる。

異なるベッド位置での滞留時間の異なる長さのため、幾つかのベッド位置では、より少ないデータ量が記録されてもよく、又はデータ記録は他のベッド位置よりも短時間持続されてもよい。幾つかの実施形態では、各ベッド位置で達成される再構成されたＰＥＴ画像における最低品質を予め決定することができる。最低品質は、幾つかのインジケータ又はインデックスを用いて定量化することができる。例えば、ＰＥＴスカウト画像のコントラストをインジケータ又はインデックスとして用いることができる。幾つかの他の実施形態では、ＰＥＴスカウト画像の階調レベルは、再構成されたＰＥＴ画像の最低品質を定量化するためのインジケータ又はインデックスとして使用することができる。

図５は、本発明の一実施形態による、時間ｔに対してプロットされた例示的な検査プロセスを示す。

画像の上部Ｔは、３つの異なるベッド位置５０１、５０２及び５０３を示し、これらのベッド位置は、ＰＥＴ検査の実施のために接近している。これらのベッド位置は、例えば、患者の脳、腹部、及び脚の検査に対応することができる。

画像の下部ＰＥＴは、ＰＥＴ測定データ５２１、５２１′、５２２、及び５２３の記録を示す。これにより、記録は、リストモードデータフォーマットとして知られているバックグラウンドで行われる。ベッド位置５０１、５０２、及び５０３は同時に記録されることにより、さらなる処理の過程で、ＰＥＴ測定データ５２１、５２１′、５２２及び５２３は、それぞれが記録されるベッド位置５０１、５０２、及び５０３に割り当てることができる。

ＰＥＴ測定データ５２１、５２１′、５２２、及び５２３の記録は、ベッド位置５０１、５０２、及び５０３で行うことができる。ＰＥＴ測定データ５２１、５２１′、５２２、５２３の記録が中断されるのは、患者ベッドのある位置から別の位置への移動中である。より長い待ち時間がある場合、ベッドは、特に、ＰＥＴ測定データの記録のために、まだＰＥＴ測定データを記録又は補足する必要がある位置（図示せず）に移動させることもできる。

様々なベッド位置での滞留時間の異なる長さのため、幾つかのベッド位置では、より少ないデータ量が記録されてもよく、又はデータ記録は他のベッド位置よりも短時間持続されてもよい。

しかしながら、各ベッド位置で達成される再構成されたＰＥＴ画像の最低品質と、必要なデータ量又は必要な記録持続時間（
で表される）を予め決定しておくことができる。

この例は、第１ベッド位置５０１において、第１ＰＥＴ測定データ５２１が、必要なデータ量又は取得時間（
）よりも少ない量で記録されていることを示す。

一方、第２ベッド位置５０２では、十分な量の第２ＰＥＴ測定データ５２２が記録される。

第３ベッド位置５０３では、不十分な量の第３ＰＥＴ測定データ５２３が再び記録される。したがって、第２ＰＥＴ測定データ５２２の記録が完了した直後に、患者は第３ベッド位置５０３に留まり、且つ、第３ベッド位置５０３のＰＥＴ測定データの必要データ量
が達成されると、第３ＰＥＴ測定データ５２３の記録が完了する。

次に、第１ベッド位置５０１に必要な量のＰＥＴ測定データ
が記録されるまで、追加の第１ＰＥＴ測定データ５２１′を記録するために、ベッドは第１ベッド位置５０１に戻される。

図７は、本発明の実施形態に係るＰＥＴスカウト画像を得る方法を示すフローチャートである。

図示されているように、複数のサイノグラムのセットは、検出器又はベッド全体を動かすことによって撮影装置を使用して得ることができ、ＯＳＥＭアルゴリズムなどの画像再構成アルゴリズムを得られたサイノグラムに適用することによって、ＰＥＴ画像を再構成することができる。

ステップ７０１において、測定ターゲット、例えば対象や患者、又はその一部から放射されるガンマ光子に応答して、応答線を検出することができる。

ステップ７０２において、検出された応答線からサイノグラムを抽出することができる。

ステップ７０２において、一組のサイノグラムは、検出器又はベッドの全体を動かすことによって得ることができる。この場合、抽出された一組のサイノグラムは、ＰＥＴシステムで直接測定されたデータに対応することができる。

ステップ７０３において、抽出されたソノグラムを記憶することができる。任意に、このステップでは、抽出されたサイノグラムを高分解能サイノグラムに変換することができる。

操作７０４において、ＰＥＴ画像は、記憶されているサイノグラムから、又は変換された高分解能サイノグラムから再構成され得る。

操作７０４において、１組の変換された高分解能サイノグラムは、ＰＥＴスカウト画像を提供するために再構成されてもよい。再構成は、解析的再構成アルゴリズム又は反復再構成アルゴリズムを使用して達成することができる。

検出器全体の動き又はベッドの動きを使用することができるＰＥＴシステムでは、高分解能を有する画像を、再構成することができ、サイノグラムにＯＳＥＭアルゴリズムを適用することによって、高分解能画像を得ることができる。

また、本発明の幾つかの実施形態によれば、ＰＥＴサイノグラムの非負特性は、サイノグラムの計算において正の数のみを使用して、例えばＭＬＥＭアルゴリズムやＯＳＥＭアルゴリズム等に基づく再構成アルゴリズムを適用することによって維持することができる。

幾つかの実施形態では、分解能を向上させるための装置は、シノグラムのぼやけを低減するために離散的なウォブルを使用することができる。また、画像再構成プロセスは、以下の特徴のうちの少なくとも１つを含むことができる。ＰＥＴ検出器で測定された情報に基づいて、ＰＥＴ画像のブラー・カーネルを自動的に推定する。少なくとも１つのウォブル位置で測定され得るサイノグラムの少なくとも１つに基づいて、高分解能サイノグラムと通常サイノグラムとの間の相関を推定する。通常サイノグラムをポアソン分布及び高分解能サイノグラムを有するランダムベクトルとすることができるノイズ成分を推定する。

幾つかの実施形態では、画像再構成プロセスは、例えば、少なくとも１つのウォブル位置にある運動マトリックス、ダウンサンプリングを示すマトリックス、及び、（推定された高分解能サイノグラムと通常ソノグラムとの間の相関に基づいて）高分解能サイノグラムと通常サイノグラムとの間のぼやけの差を示すマトリックスを含むマトリックスの少なくとも１つを計算することを含み得る。

幾つかの実施形態では、画像再構成プロセスは、モンテカルロシミュレーションを使用して、少なくとも１つの角度に対応するベッド位置のデータを選択することを含み、選択されたデータに基づいてブラー・カーネルを推定することができる。

幾つかの実施形態では、画像再構成プロセスは、サイノグラムのうち、少なくとも１つの角度に関するぼやけ及びダウンサンプリングを示す行列の一部を最初に計算することを含み、計算結果を使用して行列の残りの部分を導出することができる。

さらに、画像再構成プロセスは、例えば、ポアソン分布に関するＭＡＰ−ＥＭアルゴリズム、又は全変動正則化アルゴリズムを使用して、正則化に従って唯一解を計算することを含み得る。

図８は、本発明の一実施形態に係るＰＥＴスカウト撮像を利用する患者の医学的検査のプロセスの概略図である。

まず、患者のＰＥＴ概観画像（いわゆるスカウト画像）が記録される（ステップ８０１）。このＰＥＴ概観画像は、例えばベッド位置ごとに５秒以内のような僅かな時間の消費で記録することができる。ＰＥＴ測定データは、この記録中にバックグラウンドで記録することができる（ステップ８０４）。ＰＥＴ測定データは、後続の取得を計画するために使用することができる。

任意選択的に、ＰＥＴ概観画像は、ＰＥＴ画像の再構成中に減衰補正を実行するために、又はＦＯＶごとに記録されるＰＥＴ測定データの最小量を決定するために使用されてもよい。

続いて、ＰＥＴ概観画像に基づいてＰＥＴ測定のためのＦＯＶを決定することができる（ステップ８０２）。ＰＥＴ概観画像の間に既に記録されたＰＥＴ測定データは、対応するＦＯＶに割り当てられてもよい。

さらなるステップ８０３では、ＭＲ測定の患者及び疾患特異的な計画を、ＰＥＴ概観画像を参照して行うことができる。一定の時間を要するこの計画段階では、ＰＥＴ測定データの記録が行われ（ステップ８０４）、測定データがバックグラウンドで記録されてもよい。

所望であれば、この段階で、患者又は患者のベッドは、例えばＰＥＴ測定データが依然として欠損している異なる位置に既に移動されている可能性がある。

これに続いて、従来のＰＥＴ／ＭＲ測定データの記録が行われる（ステップ８０５）。このＭＲ測定データの記録中、ＰＥＴ測定データは引き続き並列に記録される。

ＭＲ測定データの記録が完了すると、ステップ８０２で定義されたような、全てのＦＯＶについて十分なＰＥＴ測定データが記録されるまで、任意に更なるＰＥＴ測定データが記録される（ステップ８０６）。

測定データの記録が完了した後、ＰＥＴ測定データの更なる調和があってもよい。個々のＭＲ又はＰＥＴ画像及び／又はハイブリッド画像は、ＭＲ測定データ又はＰＥＴ測定データから再構成されてもよい（ステップ８０７）。

例示的な実施形態は、本発明の制限として理解されるべきではない。むしろ、本開示の文脈において、多くの変形及び修正が可能であり、特に、例えば本明細書の一般的又は特定の部分に関連して記載され特許請求の範囲及び／又は図面に含まれる個々の特徴又は要素の組み合わせ又は修正によって目的を達成することに関して当業者によって推測され得る変形や組み合わせは可能であり、且つ、組み合わせ可能な特徴によって、新たな主題につながり、若しくは、新たな方法ステップ又は方法ステップのシーケンス（生産、試験及び操作方法が関わる限り）につながる。

図９は、本発明の一実施形態に係る合成画像又は重畳画像を生成するための装置の構成を示す図である。

この装置は、測定ターゲットに照射される可能性がある放射線に応答する応答線を検出し、検出された応答線からサイノグラムを抽出し、抽出されたサイノグラムを高分解能サイノグラムに変換することによってＰＥＴスカウト画像を再構成することができる。

図９に示すように、画像を生成するための装置は、信号分類部９０１、第１画像生成部９０２、パラメータ測定ユニット９０３、及び第２画像生成部９０４を備える。

装置は、ＰＥＴ検出器全体の動き又はベッドの動きを介して入力信号を印加し、ＰＥＴ検出器の位置に基づいて分類される入力信号に基づいて第１画像セットを生成し、第１画像セットに基づいて点広がり関数（ＰＳＦ）を測定し、次いで、例えばＯＳＥＭ撮像技術により改善され得る第２画像情報を生成することができる。

画像を生成するための装置の第２画像生成部９０４は、ＰＳＦをぼやけモデルとして使用して、より良好な分解能を有する第２画像情報を生成することができる。

画像を生成するための装置は、例えば、以下のＯＳＥＭアルゴリズムを適用することにより、高分解能画像情報に対応する第２画像情報を生成することができる。

本実施形態に係る画像を生成するための装置を用いて、ＯＳＥＭ撮像技術により改善された画像を生成する方法については、図１０を参照してさらに説明する。

図１０は、本発明の一実施形態に係る画像を生成するためのプロセスを示すフローチャートである。

画像を生成するための装置は、測定ターゲット（例えば、対象又は患者又はその一部）がＰＥＴ検出器を通過するときに適用される入力信号を用いて、例えばＯＳＥＭアルゴリズムに基づいて画像情報を生成することができる。

本明細書に開示される装置は、ＰＥＴ検出器全体又は患者が横たわることができるベッドのウォブル運動のような円運動によって測定され得る入力信号を印加することによって、画像情報を生成することができる。

ステップ１００１において、ＯＳＥＭアルゴリズムを適用して画像情報を生成するために、ＰＥＴ検出器全体の動き又はベッドの動きによって取得された入力信号は、ＰＥＴの位置に基づいて（例えば、信号分類部９０１を使用して）分類され得る。

次に、ステップ１００２において、分類された入力信号を（例えば、第１画像生成部９０２を使用して）再構成することによって、第１画像セットを生成することができる。

この場合、第１画像セットは１組のＰＥＴ画像に対応することができる。第２画像情報は、第１画像情報に基づいて生成することができる。

例えば、４枚の６４×６４画像の情報を含む第１画像セットを用いて、第２画像情報である１２８×１２８画像の情報を生成することができる。

操作１００３において、本実施形態に係る画像を生成するための装置は、パラメータ測定ユニット９０３を用いて、ＰＳＦの以前の測定の統計に基づいて点広がり関数（ＰＳＦ）を測定する。

操作１００４において、画像を生成するための装置の第２画像生成部９０４は、ＰＳＦ及び第１画像セットに基づいてＯＳＥＭアルゴリズムを適用することによって、第２画像情報を生成することができる。ここで、図９を参照して説明した実施形態に係る第２画像情報は、高分解能画像に関する情報に対応してもよい。

図１１は、本発明の一実施形態に係るＰＥＴスカウト画像を再構成するための例示的なプロセスを示す別のフローチャートである。

ステップ１１０１において、ＰＥＴスキャナーにおいて同時計数イベントを検出することができる。幾つかの実施形態では、ＰＥＴスキャナー内の個々の検出器は、撮像された対象における陽電子消滅から生じるガンマ光子（個々のイベント）を検出することができる。これらの個々のイベントは、特定のエネルギーウィンドウ内にある場合に記録され得る。幾つかのデータフォーマット、例えばリストモードでは、各イベントには、該イベントが検出された検出器及び検出時間をそれぞれ指示するために、位置ＩＤ及びタイムスタンプが割り当てられてもよい。次に、イベントデータを処理して、同時計数イベントを識別することができる。幾つかの実施形態では、所定の同時計数時間ウィンドウ内で検出される２つのイベントは、同時計数イベント（真の同時計数イベントならびに散乱同時計数イベント及び偶発同時計数イベントを含む）であると判定されてもよい。

ステップ１１０２において、同時計数イベントに関連するデータは、時系列リストに記憶されてもよい。即ち、同時計数イベントが検出され識別されると、それらのデータは、それらの検出時間に従って順に記憶されてもよい。同時計数イベントデータは、例えば、ＬＯＲ（例えば、半径方向距離、角度）の座標、イベントタイムスタンプ、及び入射光子エネルギー等、又はそれらの組み合わせを含むことができる。幾つかの実施形態では、同時計数イベントデータをヒストグラム化することができる。幾つかの実施形態では、同時計数イベントデータは、それらが利用可能になり次第、時系列的に配列されてもよい。

ステップ１１０３において、同時計数イベントデータのリストは、１つ以上の基準に基づいて任意にソートされてもよい。例えば、入射光子エネルギーに基づいてデータをソートすることができる。特定の光子エネルギーを記録する同時計数イベントをまとめてグループ化して、サブセットを形成することによって、本開示の他の部分に記載されているサブセット化による期待値最大化（ＯＳＥＭ）アルゴリズムを容易にすることができる。データは、例えば、ＬＯＲ角度又は直接スライス面など、又はそれらの組み合わせに基づいてソートされてもよい。

反復再構成アルゴリズムを加速する方法として、サブセット化による期待値最大化（ＯＳＥＭ）のような反復処理技術が開発されている。オーダード・サブセット（ＯｒｄｅｒｅｄＳｕｂｓｅｔ、ＯＳ）方法は、使用可能なデータセット全体のうちのより小さいサブセットで、少なくとも最初の数回の反復（任意に、反復の大部分又は全部）を実行することに基づく。反復プロセスの変換について、サブセットの対称性がデータセット全体の対称性に類似している必要がある場合がある。

単に例として、データは、１組の角度２Ｄ投影として配置されてもよい。ＯＳアルゴリズムを使用して、データセット内の投影を５つのサブセットに分割することができる。第１サブセットは、３、１８、３３、．．．度で取られた投影１、６、１１、．．．、及び５６を含む。第２サブセットは、投影２、７、１２、．．．、及び５７を含む。パターンを続けると、５番目のサブセットは、投影５、１０、１５、．．．、及び６０を含む。各反復は、全データセットの一部である１つのサブセットを使用して実行されるので、計算時間はより短い。

患者データをより迅速に取得することができるので、複数のより小さいサイズの検出器を有する撮像システムは望ましい。複数の検出器は、患者の周囲に配置されてもよく、関心のある解剖学的構造のデータを同時に取得してもよい。

ステップ１１０４に戻って、ＰＥＴ画像は、適応したアルゴリズムを同時計数イベントデータのリストに適用することによって計算することができる。ＰＥＴ画像再構成のために、反復アルゴリズムを使用することができる。反復再構成アルゴリズムは、同時計数イベントの順投影及び／又は逆投影を含むことができる。

なお、データが利用可能になるとすぐに、同時計数イベントデータは、反復更新式に供給されてもよい。同時計数イベントデータが収集されて時系列的に記憶されているので、画像再構成プロセスを開始する前にデータ取得が終了するのを待つ必要はない。代わりに、データ取得が開始された後に再構成反復が開始されて、スキャンが完了した直後に再構成されたＰＥＴ画像を生成することが可能になる。散乱同時計数イベントの補正を組み込むために、散乱サイノグラムを最初に生成しなければならないことがある。しかしながら、散乱サイノグラムの生成は、全リストモード画像再構成が開始される前に短い遅延を引き起こすだけである。

本発明の幾つかの実施形態によるＰＥＴスキャン画像を再構成するための技術は、コンピュータベース・システムで実施することができる。コンピュータベース・システムは、データ操作、論理演算、及び数学的計算が可能な１つ又は複数のプロセッサ及び／又はコンピュータを備えることができる。このシステムは、例えば、ＰＥＴスキャン生データ及び同時計数イベントデータを記憶及び管理するための１つ又は複数の記憶デバイスをさらに備えることができる。さらに、ユーザが再構成プロセスを開始し、再構成されたＰＥＴスキャン画像を見るために、多数のユーザインタフェースをユーザに提供することができる。この技術は、コンピュータ又はコンピュータネットワーク上で実施することができる。

図１２を参照する。幾つかの実施形態では、複数のＰＥＴスカウト画像生成は、ＰＥＴスキャンの間に実行され、一般に点線１２００で表示されるＰＥＴスカウト画像取得の一部として取得される。複数のＰＥＴスキャン画像生成は、ステップ１２０１に示すように所定のパルスシーケンスを使用して１組のスカウト画像を取得し、次にステップ１２０２でナビゲータ信号を取得する反復プロセスである。ステップ１２０３で決定されるように、ステップ１２０１、１２０２及び１２０４において、１つの画像のすべてのビューが取得されるまで、ビューが取得される。幾つかの実施形態では、ステップ１２０１はスキップされてもよい。

ステップ１２０５で複数のＰＥＴスカウト画像が受け入れられないと判定された場合、ステップ１２０６に示すように、スカウト画像としてＰＥＴ画像をスキャンするための関連パラメータを修正する必要がある。異なるベッド位置にある患者の様々なスカウト画像は以前と同様に取得され、必要なＰＥＴスカウト画像がすべて取得されるまでプロセスが繰り返される。

ステップ１２０７において、医者又は患者を含むがこれに限定されない被検体はＰＥＴスカウト画像を検査する限り、ＰＥＴやＭＲなどの従来の検査の計画は、非検体によるスカウト画像に位置する領域を示す患者の指定された領域を対象として、患者に対して行うように決定され得る。１つ又は複数のスカウト画像からの情報は、ステップ１２０８におけるＭＲ検査又はＰＥＴ検査で使用されるスキャンパラメータを決定するために使用されてもよい。

スカウト画像は、ＭＲシステムやＰＥＴスキャナーの視野内の各ボクセルの組織位置（例えば、空気を加える）を識別する。ステップ１２０９において、従来のＭＲ検査又はＰＥＴ検査を患者の標的領域に対して行うことができる。ステップ１２１０では、患者のＰＥＴ／ＭＲ合成画像を生成することができる。次いで、ステップ１２１１において、このＰＥＴ／ＭＲ合成画像を表示するために出力することができる。

図１３は、ＰＥＴ画像再構成のための並列／パイプライン・アーキテクチャーを示すブロック図である。以下の議論はプロセスに関するものであるが、本発明の少なくとも幾つかの実施形態は、様々なプロセスステップを実施するために使用されるハードウェア及びソフトウェアを含む。個々のプロセスを実施する手段は、プロセス間のデータフローを制御する手段と同様に、当技術分野で知られている。一実施形態では、列挙されたプロセスは、少なくとも１つのコンピュータ上で実行されるマルチスレッドソフトウェアプログラムによって実施されてもよい。別の実施形態では、ハードウェアとソフトウェアの組み合わせを使用して、列挙されたプロセスを実施する。

図１３において、第１ブロックは、スキャナーからのデータの取得１３０１を表す。取得プロセス１３０１は、スキャナー検出器から生データを収集し、このデータを所定のデータフォーマットのファイルに記憶することを含む。データフォーマットは、例えばリストモードであってもよい。取得されたデータは、患者ベッドの現在の位置及び／又は高さに関する情報に加えて、放射イベント及び／又は透過イベントを含む。取得プロセス１３０１は、患者ベッド上の患者がスキャナーを通って移動するにつれて、連続的にデータを収集してもよい。他の実施形態では、取得プロセス１３０１は、患者ベッド上に横たわっている患者がスキャナーを通って移動するにつれて、不連続的にデータを収集してもよい。取得プロセス１３０１からのデータは、ヒストグラムプロセス１３０２に、同時に又は非同期的に出力される。

ヒストグラムプロセス１３０２は、取得プロセス１３０１から受信した放射イベント及び／又は透過イベントの３Ｄサイノグラム空間ヒストグラムを、患者ベッドの現在位置に関する情報と共に作成する。当業者であれば、ベッド位置情報は、固定ベッド速度に基づく時間信号であってもよく、又はベッド位置センサーに基づく位置信号であってもよいことを理解するであろう。放射イベントは、現在の患者ベッド位置に基づいて、３Ｄサイノグラム空間にヒストグラム化される。幾つかの実施形態では、患者ベッドが所定量移動したとき、ヒストグラムは対応する量シフトされる。他の実施形態では、患者ベッドは、指定されたヒストグラムデータ量に応じた量を移動させることができる。このシフトにより、３Ｄサイノグラム空間の一部は、もはや横断した患者及び患者ベッドの部分に対応するヒストグラム領域内に存在しなくなり、もはやトモグラフの軸方向視野内に存在しなくなる。

ヒストグラムプロセス１３０２は、２つのデータ流１３０３、１３０４として同期及び／又は非同期データを出力する。ヒストグラムプロセス１３０２からの第１データ流１３０３は、ヒストグラムプロセス１３０２の間に作成された透過データファイルの内容を、透過／減衰プロセス１３０５に転送する。透過データファイルは、２次元（２Ｄ）データを含む。透過／減衰プロセス１３０５は、既存のブランク透過データファイルを使用して、減衰データファイルを作成する。透過／減衰プロセス１３０５は、データ流を減衰補正プロセス１３０８及びＭｕ画像再構成プロセス１３０６の両方に出力する。Ｍｕ画像再構成プロセス１３０６は、Ｍｕ画像データファイルを作成し、データ流を減衰補正プロセス１３０８に出力する。

第２データ流１３０４は、ヒストグラムプロセス１３０２の間に作成された３次元放射データファイルの内容を転送する。第２データ流１３０４は、データを正規化プロセス１３０７に転送する。正規化プロセス１３０７は、既存の正規化ファイルを使用して、第２放射データファイルを作成する。既存の正規化ファイルは、正規化係数を含む。正規化プロセス１３０７は、データ流を減衰補正プロセス１３０８に出力する。

減衰補正プロセス１３０８は、透過／減衰プロセス１３０５及びＭｕ画像再構成プロセス１３０６及び正規化プロセス１３０７からのデータ流を受け入れる。減衰補正プロセス１３０８は、サイノグラムデータファイルを作成し、データ流を散乱補正プロセス１３０９に出力する。散乱補正プロセス１３０９は、画像データファイルを作成し、３Ｄデータ流を画像再構成プロセス１３１０に出力する。

幾つかの実施形態では、画像再構成プロセス１３１０は、反復型プロセス、例えば３ＤＯＳＥＭプロセス、又は解析的再構成プロセス、例えば３ＤＲＰプロセスを使用することができる。

散乱補正プロセス１３０９を通過するデータは、ベッドの動きに対応する。患者ベッドが所定量移動された後、３Ｄサイノグラム空間の一部はもはや散乱補正処理領域１３０９内には存在しない。３Ｄサイノグラム空間のこの部分は、横断した患者及び患者ベッドの部分に対応し、且つ、もはやトモグラフの軸方向視野内には存在しない。散乱補正プロセス１３０９の出力は、画像再構成プロセス１３１０に転送される。再構成プロセス１３１０が完了した後、画像は、画像ディスプレイ１３１１に保存され、及び／又は表示される。

上述の並列／パイプライン・アーキテクチャーの全ての段階は、同時にデータ上で操作している可能性がある。幾つかの実施形態では、一定の処理段階のデータは、他の処理段階のデータとは異なる場合がある。処理の各段階は、新しいデータを受け入れる前に、現在のデータの処理を完了することができる。したがって、１つの処理段階からのデータは、次の段階が前のサイクルからのデータの処理を完了するまで、次の処理段階に送られないことがある。当業者は、本発明の趣旨及び範囲から逸脱することなく、処理段階を省略してもよく、又は追加の処理段階（アーク補正などの様々な補正）をアルゴリズムに追加することができることを認識するであろう。

さらに、異なる例示的な実施形態の要素及び／又は特徴は、本開示及び添付の特許請求の範囲内で互いに組み合わせること及び／又は互いに置き換えることができる。

さらに、本発明の上記及び他の例示的な特徴のいずれかは、装置、方法、システム、コンピュータプログラム、コンピュータ可読媒体及びコンピュータプログラム製品の形態で実施されてもよい。例えば、前述した方法の中のあるものは、図面に示される方法を実行するための構造のいずれかを含むがこれらに限定されないシステム又は装置の形態で実施されてもよい。

さらに、前述した方法のいずれも、プログラムの形態で実施することができる。プログラムは、コンピュータ可読媒体上に記憶されてもよいし、コンピュータデバイス（プロセッサを含むデバイス）上で実行される場合に、前述した方法のうちいずれか１つを実行するように適合される。従って、記憶媒体又はコンピュータ可読媒体は、情報を記憶するように適合され、上記の実施形態のいずれかのプログラムを実行し、及び／又は上記の実施形態のいずれかの方法を実行するために、データ処理機能又はコンピュータデバイスと対話するように適合される。コンピュータ可読媒体又は記憶媒体は、コンピュータデバイスの本体の中に設置された内蔵媒体であってもよいし、あるいは、コンピュータデバイスの本体から分離できるように配置されたリムーバブル媒体であってもよい。内蔵媒体の例は、書き換え可能な不揮発性メモリ、例えばＲＯＭやフラッシュメモリ、及びハードディスクを含むがこれらに限定されない。リムーバブル媒体の例、例えばＣＤ-ＲＯＭやＤＶＤのような光学記憶媒体、例えばＭＯのような光磁気記憶媒体、フロッピーディスク（登録商標）、カセットテープ、リムーバブルハードディスクを含むがそれらに限定されない磁気記憶媒体、メモリーカードを含むがそれに限定されない内蔵の書き換え可能な不揮発性メモリを備えた媒体、そして、ＲＯＭカセットを含むがそれに限定されない内蔵ＲＯＭを備えた媒体、等を含むがそれらに限定されない。さらに、記憶された画像に関する各種の情報、例えば所有権情報が、いかなる他の形態で記憶されてもよいし、他の方式で提供されてもよい。

例示的な実施形態をこのように記述したが、同一ことが様々に変更され得ることが明らかであろう。そのような変更は、本発明の趣旨と範囲からの逸脱とはみなされるべきではなく、当業者には明らかであろうが、そのような変更形態はすべて、以下の特許請求の範囲に含まれることが意図されている。

Claims (12)

1. 画像生成方法であって、
   対象の画像領域を定義するステップと、
   定義された画像領域のための撮像条件を設定するステップと、
   前記対象から照射されるガンマ光子に応じた応答線を検出する応答線検出ステップと、
   検出された前記応答線からサイノグラムを抽出するサイノグラム抽出ステップと、
   設定された撮像条件に基づいて、前記サイノグラムを用いて、撮像領域のＰＥＴ画像をスカウト画像として生成するステップと、
   前記スカウト画像は、複数回の撮影を行って取得された複数のＰＥＴ画像を組み合わせて形成され、記録されるステップと、
   前記スカウト画像を参照して、ＭＲ測定の計画を行うステップと、
   ＭＲ測定データの記録が行われ、前記ＭＲ測定データの記録中に、前記ＰＥＴ画像が引き続き並列に記録されるステップと、
   前記ＭＲ測定データの記録が完了すると、全てのＰＥＴ画像が記録されるまで更に前記ＰＥＴ画像が記録されるステップと、を含み、
   前記ＰＥＴ画像を更なる医学的検査のために前記対象のプレスキャン画像として使用する画像生成方法。
2. 前記撮像条件は、前記画像領域の各々についての複数の測定プロトコルに関する情報を含む、請求項１に記載の方法。
3. 前記撮像条件は、前記ＰＥＴ画像の分解能及び感度を決定するための指標を含む、請求項１に記載の方法。
4. 前記撮像条件は、前記画像領域ごとに前記対象が位置するベッドの移動速度を含み、前記ベッドの前記移動速度は、前記画像領域ごとに異なるように設定される、請求項１に記載の方法。
5. 前記ＰＥＴ画像の生成は、５〜１５秒以内で実行される、請求項１に記載の方法。
6. 前記画像領域を定義することは、ベッド位置センサーに基づく位置信号により、前記画像領域ごとに撮像開始点及び撮像終了点の少なくとも一方を自動的に設定することを含む、請求項１に記載の方法。
7. 画像生成装置であって、
   対象の画像領域を定義するように構成されている画像領域定義部と、
   定義された前記画像領域の撮像条件を設定するように構成されている撮像条件設定部と、
   前記対象から照射されるガンマ光子に応じた応答線を検出する応答線検出部と、
   検出された前記応答線からサイノグラムを抽出するサイノグラム抽出部と、
   設定された前記撮像条件に基づいて、前記サイノグラムを用いて、前記画像領域のＰＥＴ画像をスカウト画像として取得するように構成されている画像プロセッサとを備え、
   前記スカウト画像は、複数回の撮影を行って取得された複数のＰＥＴ画像を組み合わせて形成されて記録され、
   前記スカウト画像を参照して、ＭＲ測定の計画を行い、
   ＭＲ測定データの記録が行われて、前記ＭＲ測定データの記録中に、前記ＰＥＴ画像が引き続き並列に記録され、
   前記ＭＲ測定データの記録が完了すると、全てのＰＥＴ画像が記録されるまで更に前記ＰＥＴ画像が記録され、
   前記ＰＥＴ画像を、更なる医学的検査のために前記対象のプレスキャン画像として使用する画像生成装置。
8. 前記撮像条件は、前記画像領域の各々についての複数の測定プロトコルに関する情報を含む、請求項７に記載の装置。
9. 前記画像領域の前記撮像条件は、スカウト画像の取得が得られるように設定される、請求項８に記載の装置。
10. 前記画像領域の前記撮像条件は、スカウト画像が取得されるように設定される、請求項７に記載の装置。
11. 前記撮像条件は、前記画像領域ごとに前記対象が位置するベッドの移動速度を含み、前記ベッドの前記移動速度は、前記画像領域ごとに異なるように設定される、請求項７に記載の装置。
12. 前記画像領域定義部は、ベッド位置センサーに基づく位置信号により、前記画像領域ごとに撮像開始点及び撮像終了点の少なくとも一方を自動的に設定する、請求項７に記載の装置。