JP6975329B2 - 動く物体のｐｅｔデータの減衰補正 - Google Patents

Description

本発明は、動き補償陽電子放出断層撮影（ＰＥＴ）イメージングに関する。より具体的には、本発明は、複数のゲートに関連付けられるＰＥＴデータから動く物体のＰＥＴデータの減衰補正を支援するシステム及び方法であって、各ゲートは、動きの複数の動きフェーズの１つに関連付けられ、それぞれの動きフェーズ中に取得されたＰＥＴデータを含む。

核医学では、ＰＥＴイメージングは、特に患者の代謝状態を視覚化して定量的に評価するために行われる。例えばＰＥＴ画像は、腫瘍の成長や炎症といった病理学的過程や、臓器の異常な血液灌流の領域を特定するのに役立つ。

ＰＥＴでは、陽電子放出物質が患者に投与される。通常、放射性医薬品又は放射性トレーサとも呼ばれる物質は、検査対象の病理学的過程に関与する細胞に吸着されるように選択される。陽電子が放射性トレーサによって放出されると、近傍の電子との遭遇により、電子陽電子対が消滅し、消滅光子対が生成される。これらの消滅光子はそれぞれ５１１ｋｅＶのエネルギーを持ち、両方の光子は実質的に反対方向に移動する。これらの光子は、いわゆる同時計数としてほぼ同時にＰＥＴ検出器によって記録される。ＰＥＴシステムは、このような同時計数から、患者内の電子陽電子消滅率の空間分布を示し、本明細書ではＰＥＴ画像とも呼ばれる活性分布又は活性マップを再構成する。活性分布又はＰＥＴ画像は、物体内の放射性トレーサの空間分布に実質的に対応しているため、診断のために評価することができる。

通常、活性分布は、真の同時計数、つまり、ＰＥＴ検出器まで妨げられずに進み、相対する場所にある検出器に元のエネルギーの５１１ｋｅＶでぶつかる２つの消滅光子を含む同時計数に基づいて決定される。しかし、光子減衰により、すべての消滅光子が妨げられることなく検出器に到達するわけではない。減衰は、光子が検出器に到達する前に吸収されるか、又は、１回以上非弾性コンプトン散乱を受ける場合（この場合、散乱光子が検出器に到達する場合があるがエネルギーは低い）に特に発生する。

これらの影響を考慮するために、活性マップを決定するときに減衰補正が行われる。このような減衰補正がないと、ある領域から発生する光子について活性が高く且つ減衰確率が高い当該領域は、活性が小さい領域として現れる。

減衰補正には、光子減衰率の空間分布を提供するいわゆる減衰マップ又は減衰分布の知識が必要である。減衰マップを決定するために、ＰＥＴイメージングに加えて、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）イメージングが行われる。ＣＴ画像は、Ｘ線光子の減衰マップに対応し、消滅光子のエネルギーまでアップスケールされて減衰マップを決定することができる。したがって、臨床分野において、ＰＥＴスキャナとＣＴイメージングデバイスとを含む混合モダリティスキャナの普及が進んでいる。

更に、ＰＥＴ画像の取得中の呼吸による動きは、代謝パラメータのＰＥＴ画像ベースの評価や病理学的過程の正確な位置特定に重大なエラーを引き起こす可能性がある。したがって、ＰＥＴ画像における呼吸による動きを補償するための試みが幾つかなされてきた。呼吸による動きの補償は、通常、ゲーテッドＰＥＴイメージングに基づいて行われる。ここでは、取得したＰＥＴデータは、いわゆるゲート又はビンに分けられ、各ゲートには、呼吸による動きの１つのフェーズ中に取得されたＰＥＴデータが含まれる。ＰＥＴ画像を更に評価するために、特定のゲートからの１つのＰＥＴ画像が選択され、他のＰＥＴ画像が、画像位置合わせによってこのＰＥＴ画像上にマッピングされる。

ゲーテッドＰＥＴイメージングに関して生じる１つの問題は、減衰補正に関連する。減衰マップを求めるためのＣＴスキャンは通常数秒かかり、このスキャン中、ＣＴスキャナは患者に対して軸方向（ｚ方向）に移動して、幾つかのスライスを撮像する。そうすることで、呼吸による動きからのぼやけなしに、患者のより細いスライスを撮像することができる。しかし、患者の動きの状態は、通常、異なるスライスに対して変化するため、スキャンから再構成されたＣＴ画像は、異なる動きフェーズにある患者の解剖学的構造を示す。この結果、動きフェーズはＣＴ画像のｚ方向に沿って変化する。したがって、一例として、ＣＴ画像の上部は吸気状態で取得され、ＣＴ画像の下部は呼気状態で取得される場合がある。したがって、ＰＥＴゲート毎に、ＣＴ画像の少なくとも一部とＰＥＴデータとの間に不一致があり、ビニングされたＰＥＴデータの減衰マップがＣＴ画像を使用して決定される場合に、ＰＥＴ減衰補正が不正確になる。

この問題を回避するために、患者が息を止めた状態でＣＴ画像を取得することもできるが、これは患者に不快感をもたらし、また、特定の患者は息を止めることが全くできない。

したがって、本発明は、動く物体、特に呼吸による動きのある患者の身体のＰＥＴ画像の正確な減衰補正を可能にすることを目的とする。

一態様によれば、本発明は、動く物体の動きのＰＥＴデータの減衰補正を支援するシステムを提案する。ＰＥＴデータは、複数のゲートに関連付けられ、各ゲートは、物体の動きの複数の動きフェーズの１つに関連付けられ、それぞれの動きフェーズ中に取得されたＰＥＴデータを含む。

システムは、
物体のＣＴ画像を受け取り、ＣＴ画像を、物体の軸方向において、撮像ボリュームの軸方向セグメントにそれぞれ対応する複数のＣＴサブ画像にセグメント化し、
各ＣＴサブ画像について、所定基準に従ってＣＴサブ画像と最大の対応度を有するＰＥＴデータを含むゲートを決定し、
各ＣＴサブ画像について、それぞれのＣＴサブ画像について決定されたゲートに含まれるＰＥＴデータから、それぞれのＣＴサブ画像と同じ撮像ボリュームの軸方向セグメントに実質的に対応するＰＥＴサブ画像を作成し、
物体のＰＥＴ基準画像を形成するようにＰＥＴサブ画像を結合する評価ユニットを含む。

システムは更に、ＣＴ画像に基づくＰＥＴデータの減衰補正のためにＰＥＴ基準画像を提供する。

ＰＥＴ基準画像は、物体の動きの動きフェーズに関してＣＴサブ画像とアラインされた（揃えられた）ＰＥＴサブ画像からスライス毎に組み立てられるため、すべての軸方向位置について、ＣＴ画像と実質的にアラインされる。したがって、ＰＥＴデータのＰＥＴ基準画像とのアライメントにより、ＣＴ画像を使用したＰＥＴデータの簡単且つ正確な減衰補正が可能になる。

例えばＰＥＴ画像をＰＥＴ基準画像と位置合わせすると、ＣＴ画像に基づいてＰＥＴ画像の減衰補正を容易に行うことができる。特に、これは、ビニングされたＰＥＴデータとＣＴ画像との位置合わせと比較して、複雑でなく、エラーが発生しにくい。

本発明の一実施形態では、評価ユニットは、各ゲートについて、それぞれのゲートに含まれるＰＥＴデータをＣＴサブ画像と位置合わせするための変換を決定し、ＰＥＴゲートに関連する変換間の比較に基づいて、上記ＣＴサブ画像と最大の対応度を有するＰＥＴデータを含むゲートを決定する。このようにして、ＣＴサブ画像と最大の対応度を有するＰＥＴデータを効率的且つ確実に決定することができる。

関連する実施形態では、変換は、剛体変換及び／又はアフィン変換である。このような変換は、例えば弾性変換といった他の変換の決定と比較して、より少ない計算労力で決定することができる。しかし、本発明は、剛体変換又はアフィン変換に限定されない。むしろ、ＣＴサブ画像と最大の対応度を有するＰＥＴデータを見つけるために、弾性変換を同様に決定することができる。このような変換は、より精度及びロバスト性が高い決定を可能にする場合がある。

更なる関連の実施形態では、所定基準は、物体の軸方向における変位がより小さい変換が決定されたゲートにおけるＰＥＴデータが、物体の軸方向における変位がより大きい変換が決定されたゲートにおけるＰＥＴデータよりもＣＴサブ画像とより大きい対応度を有するように選択される。前述したように、ＣＴ画像に示される物体の動きの状態は軸方向に変化するので、この基準により、ＣＴサブ画像と最大の対応度を有するＰＥＴデータを含むＰＥＴゲートを正確に決定することができる。

この基準に従ってＣＴサブ画像と最大の対応度を有するＰＥＴデータを含むＰＥＴゲートを決定するために、評価ユニットは、各変換から軸方向の変位を抽出し、抽出された変位に基づいて、ＣＴサブ画像と最大の対応度を有するＰＥＴデータを含むゲートを決定する。

しかし、精度を高めるために、他の方向の変位も同様に考慮に入れることができる。したがって、本発明の更なる実施形態では、評価ユニットは、各変換から少なくとも１つの更なる方向の変位を抽出し、抽出された少なくとも１つの更なる方向の変位に基づいて、ＣＴサブ画像と最大の対応度を有するＰＥＴデータを含むゲートを追加的に決定する。更なる方向とは、具体的には軸方向に垂直な方向であってよい。物体が患者の身体の一部を含む場合、更なる方向とは、具体的には前後方向及び／又は左右方向であってよい。

一実施形態では、物体は、呼吸によって動く患者の身体の一部を含み、評価ユニットは更に、呼吸モデルに基づいてＣＴサブ画像と最大の対応度を有するＰＥＴデータを含むゲートを決定する。呼吸モデルは、物体が動くときに物体において生じる変位の予想される時間的経過を記述する。特に、呼吸モデルは、物体が動くときに物体において生じる軸方向の変位の予想される時間的経過を記述する。呼吸モデルは、幾つかのＰＥＴゲートのＰＥＴデータについて同様の変位が決定されることにより、これらすべてのＰＥＴデータがＣＴサブ画像と同様の対応度を有する場合、及び／又は、予期しない変位が決定された場合に特に使用することができる。特にこれらの場合、ＣＴサブ画像と最大の対応度を有するＰＥＴデータは、呼吸モデルに基づいて更に選択される。これにより、ＰＥＴ基準画像の構成のロバスト性を高めることができる。

更なる実施形態では、動く物体は、本質的に周期的な動きをする。この場合、各動きフェーズで取得されたＰＥＴデータの量は、非周期な動きの場合よりも多い（これは、各動きフェーズは１回のＰＥＴスキャン中に数回生じるからである）ので、ＰＥＴ基準画像をより正確且つ確実に作成することができる。しかし、本発明は、周期的な動きをする物体の撮像に限定されず、非周期的な動きをする動く物体に対しても同様に適用することができる。

更なる態様によれば、本発明は、動く物体のＰＥＴデータの減衰補正を支援する方法を提案する。ＰＥＴデータは、複数のゲートに関連付けられ、各ゲートは、物体の動きの複数の動きフェーズの１つに関連付けられ、それぞれの動きフェーズ中に取得されたＰＥＴデータを含む。方法は、
物体のＣＴ画像を受け取るステップと、
ＣＴ画像を、物体の軸方向において、撮像ボリュームの軸方向セグメントにそれぞれ対応する複数のＣＴサブ画像にセグメント化するステップと、
各ＣＴサブ画像について、所定基準に従ってＣＴサブ画像と最大の対応度を有するＰＥＴデータを含むゲートを決定するステップと、
各ＣＴサブ画像について、それぞれのＣＴサブ画像について決定されたゲートに含まれるＰＥＴデータから、それぞれのＣＴサブ画像と同じ撮像ボリュームの軸方向セグメントに実質的に対応するＰＥＴサブ画像を作成するステップと、
物体のＰＥＴ基準画像を形成するようにＰＥＴサブ画像を結合するステップと、
ＣＴ画像に基づくＰＥＴデータの減衰補正のためにＰＥＴ基準画像を提供するステップとを含む。

更なる態様によれば、本発明は、コンピュータデバイスで実行されると、当該コンピュータデバイスに上記方法を実行させるプログラムコードを含むコンピュータプログラムを提案する。

請求項１のシステム、請求項９の方法及び請求項１０のコンピュータプログラムは、同様及び／又は同一の好適な実施形態、具体的には従属請求項で規定される実施形態を有することを理解されたい。

本発明の好適な実施形態は、従属請求項又は上記実施形態の対応する独立請求項との任意の組み合わせであってもよいことを理解されたい。

本発明のこれらの態様及び他の態様は、以下に説明する実施形態から明らかになり、当該実施形態を参照して説明する。

図１は、ＰＥＴスキャナ及びＣＴスキャナを含むイメージングシステムの構成要素を概略的且つ例示的に示す。 図２は、ビニングされたＰＥＴデータをＣＴサブ画像と位置合わせするための変換に含まれる軸方向変位の評価の結果を概略的且つ例示的に示す。 図３は、ＰＥＴデータの減衰補正に使用するためのＰＥＴ基準画像を生成する手順のステップを概略的且つ例示的に示す。

図１は、物体２を撮像するイメージングシステムの構成要素を概略的且つ例示的に示す。イメージングシステムは、臨床用途で使用されてよく、物体２は、人間又は動物の患者の身体又はその一部であってよい。イメージングシステムは、物体２のＰＥＴ画像を取得するＰＥＴスキャナ１を含む。更に、イメージングシステムは、物体の３次元ＣＴ画像を取得するＣＴスキャナ９を含む。以下でより詳細に説明するように、ＣＴ画像は、実質的に周期的である患者の身体の呼吸による動きを考慮に入れてＰＥＴ画像の減衰補正を行うために特に使用される。

ＰＥＴスキャナ１は、イメージングシステムの動作中に患者の身体２を収容する略円筒形のＰＥＴスキャナボリューム３を含む。ＰＥＴスキャナボリューム３の長手方向軸は、本明細書ではｚ軸とも呼ばれ、また、本明細書ではｚ方向とも呼ばれる軸方向を定義する。患者の身体２は、制御可能な駆動ユニット（図示せず）によって軸方向にＰＥＴスキャナボリューム３に出し入れされる患者テーブル４によって支持される。ＰＥＴスキャン中、患者は、患者の身体２の長手方向軸がＰＥＴスキャナボリューム３の長手方向軸（即ち、ｚ軸）と整列するように、ＰＥＴスキャナボリューム内に配置される。

ＰＥＴスキャナボリューム３は、略円筒形の検出器アセンブリ（図１に縦断面で示されている）によって規定される内部ボリュームに相当する。検出器アセンブリは、円筒形のＰＥＴスキャナボリューム３の中心長手方向軸に沿って互いに隣接して配置される複数の検出器リング５_１、…、５_Ｎで構成されている。各検出器リング５_ｉは、複数の検出器要素を含んでよく、各検出器要素は、対応する検出器リング５_ｉの特定の（小さい）角度範囲を占め、ＰＥＴスキャナボリューム３から検出器要素に入る光子を検出し、そのエネルギーを測定することができる。

ＰＥＴスキャナボリューム３は、軸方向に約１０〜５０ｃｍの長さを有し、したがって、対応する軸方向長さの患者の身体２の一部を１回のスキャンでＰＥＴスキャナ１によって撮像することができる（しかし、適切なガントリを使用して１回のスキャンで患者の全身を撮像することも同様に可能である）。このようなスキャンの継続時間は、数分から数十分の間である。患者の身体２の複数の部分が撮像される場合、これは数回のスキャンで行われ、本明細書に説明されるように、基準画像を決定する手順が各スキャンに適用される。

ＰＥＴスキャナ１及びそこに含まれる検出器リング５_１、…、５_Ｎによって、物体２のＰＥＴスキャン中に、当業者に知られているやり方でＰＥＴ生データが取得される。具体的には、放射性トレーサが患者に投与される。これは患者の身体２内の関心の構造体で蓄積し、陽電子を放出する。陽電子が近傍の電子に遭遇すると、電子陽電子対は消滅し、消滅光子対が生成され、これがＰＥＴスキャナ１によって記録される。具体的には、ＰＥＴスキャナ１は、真の同時計数、つまり、反対方向に進む５１１ｋｅＶのエネルギーを有する消滅光子を検出し、消滅光子が検出器リング５_１、…、５_Ｎ（即ち、検出器要素）に入る検出器リング５_１、…、５_Ｎ（即ち、検出器要素）内の位置を記録する。

ＰＥＴ生データは、更なる処理のために処理ユニット６に転送される。処理ユニット６は、特に、生データからＰＥＴ画像とも呼ばれるＰＥＴデータを再構成するＰＥＴ再構成ユニット７を含む。ＰＥＴデータ、即ち、ＰＥＴ画像は、具体的には、ＰＥＴスキャナ１によって検出された（即ち、減衰補正及び動き補正といった補正のない）患者内の電子陽電子消滅の空間分布を示す活性マップに対応する。

スキャン時間が数分から数十分であるとすると、１回のＰＥＴスキャンは、患者の身体の呼吸による動きの複数のサイクルを含む。これを考慮して、ＰＥＴ画像のぼやけを回避するために、動き補正が行われる。このために、呼吸による動きの１サイクルは、２つ以上の所定の動きフェーズに分割される。更に、ＰＥＴデータは、ＰＥＴデータ（又は基礎となる生データ）がその間に取得される動きフェーズに従って、ゲート又はビンに分けられる。このために、呼吸による動きは、ゲーティングユニット８によってモニタリングされる。ゲーティングユニット８は、現在の動きフェーズを示すか又は動きフェーズ間の遷移について通知するゲーティング信号を提供する。このゲーティング信号に基づいて、ＰＥＴデータは、提供されたゲートに割り当てられる。

ゲーティングユニット８は、当業者に知られている任意のやり方で構成されてよい。１つの可能な実施態様では、ゲーティングユニット８は、呼吸と共に拡張及び収縮するように患者の身体の周りに配置される可撓性ベルトを含む。拡張運動及び収縮運動は、ゲーティング信号を生成するために、例えば抵抗ベース又はインダクタンスベースの技術といった適切な測定技術を使用して測定される。

更に、イメージングシステムは、ＣＴ画像データを取得するＣＴスキャナ９を含む。ＣＴスキャナ９は、Ｘ線源１０とＸ線検出器１１とを含み、これらは、ＣＴスキャナ９の検査領域の周りを回転可能であるガントリ１２上に互いに対向して取り付けられている。ＣＴスキャナ９は、ＰＥＴスキャナボリューム３の軸方向にＰＥＴスキャナ１に隣接して配置され、これにより、患者テーブル４がＰＥＴスキャナボリューム３内へと軸方向に沿って移動する際に、患者テーブル４及びその上に配置された患者の身体２がＣＴスキャナ９の検査領域を通って移動する。

ＣＴスキャンは、患者テーブル４がＰＥＴスキャナボリューム３内へと移動する間に行われてよい。ＣＴスキャン中に、Ｘ線検出器１１及びＸ線源１０が患者の身体２の周りを回転する。その際に、Ｘ線検出器１１がｚ方向に沿った隣接する位置で所定の角度範囲内で患者２の周りを回転することで患者の身体のスライスが連続的に撮像される。或いは、Ｘ線検出器１１は、スキャン中に患者２の周りのらせん軌道に沿って動かされてもよい。

スキャン中にＸ線検出器１１によって取得されたデータもまた、処理ユニット６に送信されて、ＣＴ再構成ユニット１３において更に処理される。ＣＴ再構成ユニット１３は、当業者に知られている再構成手順を使用して、取得データに基づいてＣＴ画像を再構成することができる。

本イメージングシステムでは、患者のＣＴ画像は、処理システムの減衰補正ユニット１４においてＰＥＴデータの減衰補正を行うための減衰マップを求めるために特に取得される。このために、患者の身体２のＣＴスキャンは、ＰＥＴスキャンの前にＣＴスキャナ９を使用して行われてよい。一実施形態では、ＣＴスキャンは、低Ｘ線照射量で行われるヘリカル低線量スキャンである。このイメージングモードにおけるＸ線検出器１１の典型的な軸方向速度（例えば５ｃｍ／秒）を所与とすると、このようなスキャンは数秒で行うことができる。

したがって、ＣＴスキャンは、通常、患者の身体の呼吸による動きの１つ又はごく少数のサイクルしか含まない。この結果、動きフェーズは、ＣＴ画像の軸方向に沿って変化する。したがって、ゲートに関連するＰＥＴ画像とＣＴ画像との間には、各ゲートについて不一致がある。したがって、ＣＴ画像に基づいたＰＥＴ画像の直接的な減衰補正は不正確さをもたらし、したがって、腫瘍といった関連構造体の場所及び形状の正確な定量化が不可能になる。

ＰＥＴデータのより正確な減衰補正を可能にするために、実質的にすべての軸方向位置についてＣＴ画像と同じ呼吸による動きの動き状態を示すように、ビニングされたＰＥＴデータから、スライス毎に組み立てられるＰＥＴ基準画像を作成することが提案される。ＣＴ画像を使用してＰＥＴ画像の減衰補正を行うために、減衰補正ユニット１４は、変換を使用する画像位置合わせ手順によって、それぞれのＰＥＴ画像をＰＥＴ基準画像とアラインする。構造上、ＰＥＴ基準画像とアラインされたＰＥＴ画像は、ＣＴ画像ともアラインされる。したがって、アラインされたＰＥＴ画像の減衰補正を、ＣＴ画像に基づいて従来通りに実行することができる。

ＰＥＴ基準画像は、処理ユニット６の評価ユニット１５において作成される。以下に、ＰＥＴ基準画像を生成する手順の実施形態について説明する。これらの実施形態では、手順は、ＰＥＴ再構成ユニット７で再構成されたビニングされたＰＥＴ画像を使用して実行される。

必要に応じて、ビニングされたＰＥＴ画像は、各ＰＥＴ画像に中央値フィルタを適用することによってフィルタリングすることもできる。これにより、画像ノイズが低減されるので、よりロバストな構成のＰＥＴ基準画像が作成される。更に、この手順は、ＣＴ画像に基づいて実行され、また、ＣＴ画像の撮像ボリュームがＰＥＴ画像の撮像ボリュームに一致すると想定される（実際のＣＴ画像の撮像ボリュームが大きい場合、適宜トリミングされる）。

更なる変形例では、ＰＥＴ基準画像は、各ＰＥＴゲートについて別々に生成されたＰＥＴ画像に基づいて作成されなくてもよい。隣接するＰＥＴゲートを組み合わせて、基準画像を作成するために提供されるＰＥＴ画像は、組み合わされたＰＥＴゲートに含まれるＰＥＴデータから生成されてもよい。これにより、ＰＥＴ画像の信号対雑音比を向上させることができる。したがって、この変形例は、元のＰＥＴゲートに基づいて生成されたＰＥＴ画像が十分に高い信号対雑音比を提供しない場合に適用することができる。以下では、この変形例については明示的に更に説明しないが、「ゲート」及び「ビン」との用語はいずれも、以下では元のＰＥＴゲート又は組み合わされたＰＥＴゲートを示すことを理解されたい。

基準画像を作成するために、評価ユニット１５は、ＣＴ画像を受け取り（図３のステップ３０１）、ＣＴ画像及びＰＥＴ画像の画像ボリュームのＮ個の軸方向セグメントを規定する、各軸方向セグメントは、ｚ軸の特定の間隔に対応する画像ボリュームを含む。つまり、各軸方向セグメントは、特定の間隔内のｚ座標を持つ位置のすべての画像ボクセルを含む。軸方向セグメントは、軸方向セグメントによって撮像ボリューム全体が含まれるように規定されることが好適である。一実施態様では、軸方向セグメントは、視野のｚ軸をＮ個の互いに素な間隔に分割することによって規定されてもよいが、間隔は必ずしも互いに素である必要はない。Ｎ個の重複する間隔を規定することも可能である。

次のステップ（図３のステップ３０２）において、評価ユニット１５は、Ｎ個の軸方向セグメントのそれぞれについて、ＣＴ画像から１つのＣＴサブ画像を作成する。各スライスのサブ画像は、スライスに対応するＣＴ画像の一部を含む。したがって、ｉ番目のサブ画像は、ＣＴ画像からｉ番目の部分の外側のすべてのボクセルをカットすることによって生成される。このステップにより、ＣＴ画像は、患者の身体２の軸方向に沿ってＮ個のＣＴサブ画像にセグメント化される。

前述したように、患者の身体２の呼吸による動きの動きフェーズは、通常、ＣＴ画像の軸方向に沿って変化する。Ｎ個の部分は、好適には、各ＣＴサブ画像が本質的に同じ動きの状態にある患者の一部を示すように選択される。具体的には、上記部分は、各ＣＴサブ画像が、ＰＥＴデータのゲーティングのベースとなっている動きフェーズと同じ動きフェーズにある患者の身体の関連する部分を示すように規定される。

次に、評価ユニット１５は、Ｎ個の部分のそれぞれについて、関連のＣＴサブ画像を、ビニングされたＰＥＴ画像と比較し、所定の対応基準に従って当該ＣＴサブ画像と最大の対応度を有するＰＥＴ画像を決定する（図３のステップ３０３）。このために、評価ユニット１５は、各ＰＥＴ画像について、ＣＴサブ画像をＰＥＴ画像と位置合わせするための変換を決定することができる。変換は、ＰＥＴ画像の視野の公称位置及びＣＴサブ画像の視野の公称位置に従ってＣＴサブ画像と空間的にアラインされたＰＥＴ画像に基づいて決定することができる。次に、評価ユニット１５は、所定基準に基づいて決定された変換を比較して、ＣＴサブ画像と最大の対応度を有するＰＥＴ画像を決定する。

一実施形態では、変換は剛体変換である。これは、これらの変換には回転及び変位（並進）しか含まれないことを意味する。評価ユニット１５は、変換を比較するために、各変換に含まれる軸方向の変位を抽出することができる。次に、評価ユニット１５は、絶対値で軸方向への変位が最も小さい変換を決定することができる。理想的には、この最小変位は実質的にゼロである。評価ユニット１５は、最小変位を決定すると、決定された変位を含む変換が計算されたＰＥＴ画像を特定して、ＣＴサブ画像をＰＥＴ画像と位置合わせする。このＰＥＴ画像が、ＣＴサブ画像と最大の対応度を有する。

図２は、１つの例示的な状況において、ビニングされたＰＥＴデータをＣＴサブ画像と位置合わせするための変換に含まれる軸方向変位の評価の結果を概略的に示す。この状況では、ＰＥＴデータは、１６個のゲート２１_１、...、２１_１６に細分され、撮像ボリューム２２のｚ軸は１８個のセグメント２３_１、...、２３_１８に細分されている。図２の上部図には、ＣＴサブ画像をビニングされたＰＥＴデータと位置合わせするための変換に含まれているｚ方向（つまり、軸方向）の変位Δｚの値が示されている。これらの変位Δｚはグレーレベルで図示されている。

前述の実施形態の任意選択の変形例では、評価ユニット１５は、呼吸サイクル中に患者の身体２に生じる軸方向変位の時間的経過を記述する呼吸モデルに基づいて、ＣＴサブ画像と最大の対応度を有するＰＥＴ画像を追加的に選択することができる。これにより、ＰＥＴ基準画像の構成のロバスト性を高めることができる。

呼吸モデルは、ｚ方向における同様の変位、即ち、所定の間隔内の変位が幾つかのＰＥＴ画像について決定され、したがって、これらのすべてのＰＥＴ画像が可能な選択候補となるような場合に特に使用することができる。この場合、評価ユニット１５は、呼吸モデルに従ってＣＴサブ画像との最大の対応度を有するＰＥＴ画像を提供すると予想されるゲートからのＰＥＴ画像を選択する。例えば連続するＰＥＴゲートのＰＥＴ画像について決定された変位が、２ｍｍ、１ｍｍ、−１ｍｍ及び−１ｍｍである場合、評価ユニット１５は、３番目のゲートのＰＥＴ画像を選択する。これは、このＰＥＴ画像が、呼吸モデルに従って対応するＣＴサブ画像と同じ動きの状態に属している可能性が最も高いと予想されるからである。

更なる変形例では、評価ユニット１５は、呼吸モデルに基づいて一連の選択されたＰＥＴゲートを検証し、この検証結果に基づいて選択を変更することができる。連続したＣＴサブ画像が、呼吸による動きの連続したフェーズに関係する場合、一連の選択されたＰＥＴゲートは、呼吸による動きの同じ連続したフェーズに対応すべきである。したがって、検証には、これが当てはまるかどうか又は選択されたＰＥＴゲートの順序が呼吸による動きの過程に対応していないかどうかが含まれる。後者の場合、評価ユニット１５は、この順序に適合しない選択されたＰＥＴゲートを変更し、それをより適合性の高いＰＥＴゲートで置換することができる。例えば一連の選択されたＰＥＴゲートにゲート６、７、１０及び９が（この順序で）含まれている場合、呼吸モデルに基づく検証により、ゲート１０の選択が最適ではなかったことが判明し、評価ユニット１５は、代わりに、ゲート８を選択することができる。

各ＣＴサブ画像及び関連する軸方向セグメントについて、前述したやり方でそれぞれのＣＴサブ画像と最大の対応度を有する関連のＰＥＴ画像が決定されると、評価ユニット１５は、決定されたＰＥＴ画像に基づいてＰＥＴ基準画像を作成することができる。このために、評価ユニット１５は、関連のＰＥＴサブ画像を生成するために、関連する軸方向セグメントに対応するように各ＰＥＴ画像をトリミングする（図３のステップ３０４）。次に、評価ユニット１５は、ＰＥＴサブ画像を組み立てることによりＰＥＴ基準画像を生成することができる（図３のステップ３０５）。これは、ＰＥＴサブ画像をつなぎ合わせることで行うことができる。組み立ては、撮像ボリューム内の軸方向セグメントの順序に従って行われる。その後、作成された基準画像は、減衰補正ユニット１４に提供される（図３のステップ３０６）。これにより、減衰補正ユニットは、基準画像を使用してＣＴ画像に基づいて減衰補正を行うことができる。

上記の例示的な実施形態では、ＰＥＴ基準画像を組み立てるために使用されるＰＥＴ画像又はゲートは、ＰＥＴ画像をＣＴサブ画像と位置合わせするための剛体変換に含まれる軸方向変位に基づいて選択されている。更なる実施形態では、各変換に含まれているｙ方向（即ち、患者の身体に対する前後方向）の変位、及び、任意選択で、ｘ方向（即ち、患者の身体の左右方向）の変位も、ＰＥＴ基準画像を組み立てるためのＰＥＴ画像を選択する際に、同様に考慮に入れられてよい。これにより、前後方向及び任意選択で左右方向の患者の身体の動きも考慮に入れられて、より正確な結果を達成することができる。

したがって、この実施形態では、評価ユニット１５は、ｚ方向及びｙ方向、また、任意選択的に、ｘ方向の変位に基づいて、ＣＴサブ画像との最大の対応度を有するＰＥＴ画像を決定することができる。これらの変位は、ＰＥＴ画像をＣＴサブ画像と位置合わせするための（剛体）変換に含まれている。具体的には、評価ユニット１５は、各ＰＥＴ画像について、量（Δｙ）^２＋（Δｚ）^２又は（Δｘ）^２＋（Δｙ）^２＋（Δｚ）^２を計算し、この量の最小値に関連するＰＥＴ画像を選択することができる。ここで、Δｘ、Δｙ及びΔｚは、それぞれのＰＥＴ画像をＣＴサブ画像と位置合わせするための変換に含まれるｘ、ｙ及びｚ方向の変位である。

更なる実施形態では、ＰＥＴ画像は、回転及び並進に加えてスケーリングを含むアフィン変換を使用してＣＴサブ画像と位置合わせされてもよい。この場合、ＣＴサブ画像と最大の対応度を有するＰＥＴ画像は、スケーリングの量に基づいても決定されてもよく、スケーリングの量が小さいほど対応度は大きい。

更に、変換は弾性変換として構成されてもよく、これは、各画像ボクセルについて当該ボクセルの変換を示す変形ベクトルを含む変形ベクトル場によって記述されてよい。この場合、ＣＴサブ画像と最大の対応度を有するＰＥＴ画像は、前述したように、ｚ方向及び任意選択的にｘ方向及び／又はｙ方向におけるすべてのボクセルの平均変位に基づいて同様に選択されてよい。しかし、ボクセルの個々の変位を使用して、ＰＥＴ画像選択の際に更に考慮に入れることができるロバスト性指標を決定することができる。

開示された実施形態に対する他の変形は、図面、開示及び添付の特許請求の範囲の検討から、請求された発明を実施する際に当業者によって理解及び達成されうる。

請求項において、「含む」との用語は、他の要素又はステップを除外せず、単数形は複数を除外しない。

単一のユニット又はデバイスが、請求項に引用される幾つかのアイテムの機能を果たしてもよい。特定の手段が相互に異なる従属請求項に記載されることだけで、これらの手段の組み合わせを有利に使用することができないことを示すものではない。

コンピュータプログラムは、他のハードウェアと共に又はその一部として供給される光学記憶媒体又は固体媒体といった適切な媒体上に記憶及び／又は分散されてもよいが、インターネット又は他の有線若しくは無線通信システムを介するといった他の形式で分配されてもよい。

請求項における任意の参照符号は、範囲を限定するものと解釈されるべきではない。

Claims (10)

1. 動く物体のＰＥＴデータの減衰補正を支援するシステムであって、
   前記ＰＥＴデータは、複数のゲートに関連付けられ、
   各ゲートは、前記動く物体の動きの複数の動きフェーズの１つに関連付けられ、それぞれの動きフェーズ中に取得されたＰＥＴデータを含み、
   前記システムは、評価ユニットを含み、
   前記評価ユニットは、
   前記動く物体のＣＴ画像を受け取り、前記ＣＴ画像を、前記動く物体の軸方向において、撮像ボリュームの軸方向セグメントにそれぞれ対応する複数のＣＴサブ画像にセグメント化し、
   各ＣＴサブ画像について、所定基準に従って前記ＣＴサブ画像と最大の対応度を有するＰＥＴデータを含むゲートを決定し、
   各ＣＴサブ画像について、それぞれのＣＴサブ画像について決定された前記ゲートに含まれる前記ＰＥＴデータから、それぞれのＣＴサブ画像と同じ前記撮像ボリュームの軸方向セグメントに実質的に対応するＰＥＴサブ画像を作成し、
   前記動く物体のＰＥＴ基準画像を形成するように前記ＰＥＴサブ画像を結合し、
   前記システムは更に、前記ＣＴ画像に基づく前記ＰＥＴデータの減衰補正のために前記ＰＥＴ基準画像を提供する、システム。
2. 前記評価ユニットは、各ゲートについて、それぞれのゲートに含まれる前記ＰＥＴデータをＣＴサブ画像と位置合わせするための変換を決定し、ＰＥＴゲートに関連する前記変換間の比較に基づいて、前記ＣＴサブ画像と最大の対応度を有する前記ＰＥＴデータを含む前記ゲートを決定する、請求項１に記載のシステム。
3. 前記変換は、剛体変換又はアフィン変換である、請求項２に記載のシステム。
4. 前記所定基準は、前記動く物体の軸方向における変位がより小さい変換が決定されたゲートにおけるＰＥＴデータが、前記動く物体の軸方向における変位がより大きい変換が決定されたゲートにおけるＰＥＴデータよりも前記ＣＴサブ画像とより大きい対応度を有するように選択される、請求項２に記載のシステム。
5. 前記評価ユニットは、各変換から軸方向の変位を抽出し、抽出した前記変位に基づいて、前記ＣＴサブ画像と最大の対応度を有するＰＥＴデータを含む前記ゲートを決定する、請求項２に記載のシステム。
6. 前記評価ユニットは、各変換から少なくとも１つの更なる方向の変位を抽出し、抽出された前記少なくとも１つの更なる方向の変位に基づいて、前記ＣＴサブ画像と最大の対応度を有するＰＥＴデータを含む前記ゲートを追加的に決定する、請求項５に記載のシステム。
7. 前記動く物体は、呼吸によって動く患者の身体の一部を含み、前記評価ユニットは更に、呼吸モデルに基づいて前記ＣＴサブ画像と最大の対応度を有するＰＥＴデータを含む前記ゲートを決定し、前記呼吸モデルは、前記動く物体が動くときに前記動く物体において生じる変位の予想される時間的経過を記述する、請求項５に記載のシステム。
8. 前記動く物体は、本質的に周期的な動きをする、請求項１に記載のシステム。
9. 動く物体のＰＥＴデータの減衰補正を支援するコンピュータ実施の方法であって、
   前記ＰＥＴデータは、複数のゲートに関連付けられ、
   各ゲートは、前記動く物体の動きの複数の動きフェーズの１つに関連付けられ、それぞれの動きフェーズ中に取得されたＰＥＴデータを含み、
   前記方法は、
   前記動く物体のＣＴ画像を受け取るステップと、
   前記ＣＴ画像を、前記動く物体の軸方向において、撮像ボリュームの軸方向セグメントにそれぞれ対応する複数のＣＴサブ画像にセグメント化するステップと、
   各ＣＴサブ画像について、所定基準に従って前記ＣＴサブ画像と最大の対応度を有するＰＥＴデータを含むゲートを決定するステップと、
   各ＣＴサブ画像について、それぞれのＣＴサブ画像について決定された前記ゲートに含まれる前記ＰＥＴデータから、それぞれのＣＴサブ画像と同じ前記撮像ボリュームの軸方向セグメントに実質的に対応するＰＥＴサブ画像を作成するステップと、
   前記動く物体のＰＥＴ基準画像を形成するように前記ＰＥＴサブ画像を結合するステップと、
   前記ＣＴ画像に基づく前記ＰＥＴデータの減衰補正のために前記ＰＥＴ基準画像を提供するステップと、
   を含む、方法。
10. コンピュータプログラムがコンピュータデバイスによって実行されると、前記コンピュータデバイスに請求項９に記載の方法を実行させる命令を含む、コンピュータプログラム。

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