JP7159167B2 - 陽電子放出断層撮影（ｐｅｔ）撮像における結果のロバスト性を向上させるための標準取込値（ｓｕｖ）誘導再構成制御 - Google Patents

Description

以下は、概して、医用撮像技術、陽電子放出断層撮影（ＰＥＴ）撮像及び画像再構成技術、単光子放出コンピュータ断層撮影（ＳＰＥＣＴ）撮像及び画像再構成技術並びに関連技術に関する。

陽電子放出断層撮影（ＰＥＴ）撮像では、例えば血管内点滴によって、放射性医薬品が患者に投与される。放射性医薬品は、例えばグルコース分子がフッ素１８（^１８Ｆ）といった放射性同位元素で標識付けされているフルオロデオキシグルコース（ＦＤＧ）といったグルコース含有医薬品である。^１８Ｆ標識付けされたグルコースは、高代謝組織内で優先的に集中するので、結果として得られるＰＥＴ画像は、代謝分布を表す機能画像である。この手法は、例えば癌性の腫瘍又は組織が高代謝を示す傾向があるので腫瘍撮像において、また、様々な種類の脳撮像に有用である。

陽電子放出放射性医薬品の場合、放出された各陽電子が電子－陽電子消滅を経て、２つの反対方向に向けられた５１１ｋｅＶのガンマ線が放出される。ＰＥＴ撮像では、ＰＥＴ検出器の１つ以上のリングが、同時検出を使用して反対方向に向けられた５１１ｋｅＶガンマ線を検出する。このような反対方向に向けられた５１１ｋｅＶガンマ線の各対は、応答線（ＬＯＲ）を画定する。飛行時間（ＴＯＦ）型ＰＥＴでは、陽電子－電子消滅事象は、２つの５１１ｋｅＶ検出事象間の小さいが有限の時間差（又はその欠如）に基づいて、ＬＯＲに沿って更に局所化される。収集されたＰＥＴデータは、例えば最尤期待値最大化（ＭＬＥＭ）又は順序部分集合期待値最大化（ＯＳＥＭ）といった反復再構成アルゴリズムを使用して再構成されて、対応する空間位置の放射能（即ち、ＬＯＲカウント数）をボクセル値が表すＰＥＴ画像が生成される。

臨床的解釈のためには、ＰＥＴ画像は、幾つかの欠点を有する。各ボクセル値によって表されるカウント数は、患者の生理機能だけでなく、放射性医薬品の投与量、患者の体重、放射性医薬品の投与とその後のＰＥＴ撮像データ収集との間の時間間隔、スキャン取得時間等といった多くの他の因子にも依存する。したがって、相対ボクセル値は、臨床的に有用ではあるが、ＰＥＴ画像の絶対ボクセル値は臨床的に有用ではない。

標準取込値（ＳＵＶ）関数を使用してＰＥＴ画像を変換することによって、この状況を改善することが知られている。様々なＰＥＴ撮像システム業者によって、様々なＳＵＶ関数定式化が採用されている。典型的な定式化は、次の通りに書くことができる。

ここで、ｉは、ＰＥＴ画像のボクセルのインデックスであり、ｖ_ｉは、ボクセルｉの値（つまり、ボクセルｉにおける組織内の放射能濃度）であり、Ｄは、放射性医薬品の投与量であり、Ｍは、患者の体重である。放射能の注入後、通常、ＰＥＴ撮像データを取得する前に、投与量の摂取を待つ時間があり、これもまた、ＳＵＶでは考慮される。ＳＵＶ変換を使用して、ＰＥＴ画像は、標準取込値、即ち、ＳＵＶに変換され、結果として得られるＳＵＶ画像が、腫瘍学者、医師又は他の医療専門家によって検討されて臨床的決定が行われる。有利には、ＳＵＶ画像のボクセル値は、放射性医薬品の投与量及び患者の体重といった因子と無関係であり、これにより、医療専門家は、ＳＵＶ画像の絶対ボクセル値を意味があるように解釈することができる。

以下は、新規かつ改良されたシステム及び方法を開示する。

１つの開示される態様では、核医学画像再構成デバイスが、電子プロセッサと、画像再構成方法を行うように、電子プロセッサによって読み取り可能かつ実行可能である命令を記憶する非一時的記憶媒体とを含む。画像再構成方法は、核医学撮像データに反復画像再構成を行うことによって、再構成画像を生成するステップを含む。反復画像再構成は、更新画像のシーケンスを生成する。反復画像再構成中に、標準取込値（ＳＵＶ）変換が適用されて、更新画像が更新ＳＵＶ画像に変換され、また、反復画像再構成の少なくとも１つのパラメータが更新ＳＵＶ画像を使用して調整される。

別の開示される態様では、非一時的記憶媒体が、画像再構成方法を行うように電子プロセッサによって読み取り可能及び実行可能である命令を記憶する。画像再構成方法は、核医学撮像データに反復画像再構成を行うことによって再構成画像を生成するステップを含み、反復画像再構成は、更新画像のシーケンスを生成する。反復画像再構成中に、標準取込値（ＳＵＶ）変換が適用されて、更新画像が更新ＳＵＶ画像に変換される。ＳＵＶ変換は、少なくともボディサイズメトリック及び線量メトリックを含むスケーリング係数を使用して、更新画像のボクセル値をＳＵＶ値にスケーリングするように動作する。反復画像再構成中に、反復画像再構成の画像更新に使用される少なくとも１つのパラメータが更新ＳＵＶ画像を使用して調整される。

別の開示される態様では、画像再構成方法が開示される。核医学撮像データに反復画像再構成を行うことにより再構成画像が生成される。反復画像再構成は、更新画像のシーケンスを生成する。少なくともボディサイズメトリック及び線量メトリックを含むスケーリング係数を使用して、再構成画像のボクセル値をスケーリングする標準取込値（ＳＵＶ）変換を使用して、再構成画像はＳＵＶ画像に変換される。ＳＵＶ画像の局所ボクセル値に基づいて局所的に調整される少なくとも１つのパラメータを有するフィルタを使用して、ＳＵＶ画像をフィルタリングすることによって臨床画像が生成される。画像再構成方法は、電子プロセッサによって行われてよい。

１つの利点は、雑音に対するロバスト性が向上された核医学画像再構成が提供される点にある。

別の利点は、画像特徴を保存しながら雑音を抑制するための特異性が向上されたフィルタリング又は正則化を使用する核医学画像の反復再構成が提供される点にある。

別の利点は、画質が向上された核医学画像が提供される点にある。

別の利点は、放射性医薬品の投与量、患者の体重及び放射性医薬品の線量減衰といった因子への依存性が低減された核医学画像が提供される点にある。

所与の実施形態が、上記利点を１つも提供しないか、又は、１つ、２つ、それ以上若しくはすべての利点を提供し、及び／又は、本開示を読み、理解した当業者には明らかとなる他の利点を提供してもよい。

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、また、様々なステップ及びステップの構成の形を取ってよい。図面は、好適な実施形態を例示することのみを目的とし、本発明を限定するものと解釈されるべきではない。

図１は、陽電子放出断層撮影（ＰＥＴ）撮像システムを図示する。 図２は、図１のＰＥＴ撮像システムの反復画像再構成コンポーネントの代替実施形態を図示する。 図３は、ＳＵＶを介した再構成後画像フィルタリングを使用する図１のＰＥＴ撮像システムの変形実施形態を図示する。 図４は、例示的なＳＵＶベースの異方性拡散フィルタリング（ＡＤＦ）正則化なしのＰＥＴ画像（上段）及び例示的なＳＵＶベースのＡＤＦ正則化ありのＰＥＴ画像（下段）を示す。

核医学画像再構成は、エッジ保存正則化、エッジ保存フィルタリング又は画像内の特徴を保持しつつ雑音を優先的に抑制する他の処理を使用することができる。このような正則化又はフィルタリングは、通常、特徴を保持しつつ雑音を最適に抑制するように調整された制御パラメータを使用する。例えば相対的差異先見情報（Relative Difference Prior：ＲＤＰ）は、従来はγとして示されるエッジ保存閾値がエッジ保存の強度を制御する既知のエッジ保存先見情報である。ＲＤＰ先見情報では、閾値γが大きいと、エッジ保存が多い。一方、反対の限界では、γ＝０の値はエッジ保存を完全に排除し、ＲＤＰを二次の先見情報（quadratic prior）に低減する。エッジ保存閾値γの最適値に対して、最適な画質が得られる。しかし、この最適閾値γの選択は、最適値が放射性医薬品の投与量、患者の体重及び線量減衰時間といった因子に依存し、これらの全てが所与の解剖学的領域について測定されるカウント数に影響を与えるので、困難である。つまり、所与の画像特徴についてのカウント数は、投与量、患者の体重及び線量減衰といった因子に依存する。

したがって、画像カウント数は、患者、投与量によって撮像セッション毎に、並びに、研究間、患者間、投与量間及び持続期間間で大きく異なりことがある。この結果、ある画像では雑音に対応するカウントレベルが、別の画像では画像特徴のカウントレベルに相当することがある。これは、画像再構成中に使用される先見情報又は画像フィルタのＲＤＰ閾値γ又は他の最適化パラメータの選択を複雑にする。

本明細書では、ＳＵＶ変換機能が、ほとんどのＰＥＴ撮像デバイスにおいて既に利用可能であり、また、有利に再利用して、エッジ保存閾値γ又は他の正則化パラメータ若しくはフィルタリングパラメータを設定するための一貫した安定レベルの画像値を提供して、患者の体重、スキャン時間、注入量といった変動因子を正規化することができることを認識している。適応パラメータを制御する際にＳＵＶを利用することによって、画像再構成を、画像カウント数に関して適応パラメータを制御する通常の手法と比較して、よりロバストにすることができる。ＳＵＶは、肝臓、肺、身体バックグランドといった主要な臓器の安定性を確保するために第１原理に基づいて有利に構築される。例として、１０００カウントレベルは、低用量研究では熱性肝臓であり、又は、高用量研究では寒性肺である。しかし、いずれの場合も、ＳＵＶ変換を適用後は、肝臓カウント数は、一般に、小さい範囲、例えば約２．５ＳＵＶにある。したがって、ＳＵＶを使用することは、広範囲にわたる様々な撮像作業のために、画像特徴と雑音とを区別するための便利で安定したメカニズムを提供する。ＳＵＶは、画像カウント数の単純な一定スケーリングではなく、体の大きさ、放射性医薬品の投与量及び線量減衰時間といった様々な臨床仕様に基づくカウントレベルからの非線形変換である。

図１を参照するに、例示的な撮像システムは、陽電子放出断層撮影（ＰＥＴ）と透過型コンピュータ断層撮影（ＣＴ）とを組み合わせた複合撮像デバイス８であり、患者を共通の患者テーブル１４上に乗せ、ＣＴ撮像用のＣＴガントリ１２か又はＰＥＴ撮像用のＰＥＴガントリ１０のいずれかに入れることができるように、同軸ボアに取り付けられたＰＥＴ撮像ガントリ又はスキャナ１０と、ＣＴガントリ又はスキャナ１２との両方を含む。非限定的な例示的な例として、例示的なＰＥＴ／ＣＴ撮像デバイス撮像スキャナ６は、オランダのアイントホーフェンのコーニンクレッカ・フィリップス社から入手可能であるＶｅｒｅｏｓ（登録商標）デジタルＰＥＴ／ＣＴスキャナのＰＥＴガントリであってよい。ＰＥＴ撮像研究にＰＥＴ／ＣＴ複合撮像デバイス８を使用することの利点は、ＣＴスキャナ１２を使用して、ＣＴ画像のハンスフィールドナンバーの５１１ｋｅＶ（陽電子－電子消滅事象中に放出されるガンマ線のエネルギー）における対応する吸収値への適切な変換によって、減衰マップ１８に変換されるＣＴ画像１６を取得することができる点である。ＰＥＴ／ＣＴ複合撮像システムは、前述の利点を有する一方で、ＰＥＴ撮像データ取得を行うために、スタンドアロンＰＥＴガントリ又はスキャナを使用することも考えられる。更に、他の想定される実施形態では、核医学撮像は、ガンマカメラを使用して行われる単一光子放出型コンピュータ断層撮影（ＳＰＥＣＴ）撮像である。

図１に図示されるように、電子プロセッサ２０が、本明細書に開示されるように、ＳＵＶを使用して（例えばエッジ保存閾値等を設定するために）再構成処理を制御しながら、ＰＥＴ撮像ガントリ又はスキャナ１０によって取得されたＰＥＴ撮像データ２２を処理して、再構成ＰＥＴ画像を生成する。電子プロセッサ２０は、命令を記憶する１つ以上の非一時的記憶媒体（例えば１つ以上のハードドライブ、光ディスク、半導体ドライブ又は他の電子デジタル記憶装置、これらの様々な組み合わせ等）から読み出された命令を実行するコンピュータ２４（例えばデスクトップコンピュータ、ネットワークベースのサーバコンピュータ、専用のＰＥＴ制御コンピュータ、これらの様々な組み合わせ等）として具体化されてよい。コンピュータ２４は、典型的には、再構成ＰＥＴ画像（及び任意選択的にＣＴ画像）を表示する少なくとも１つのディスプレイ２６（例えばＬＣＤディスプレイ、プラズマディスプレイ等）を含むか、又は、これらへの動作上のアクセスを有する。

電子プロセッサ２０は、核医学撮像データ２２に反復画像再構成３０を行うことによって、再構成画像を生成する。反復画像再構成３０は、毎回、最新の更新画像３４（図示の例ではインデックス（ｎ）が付けられている）に作用する画像更新３２を行い、次の更新画像３６（図示の例ではインデックス（ｎ＋１）が付けられている）を生成し、これにより、更新画像のシーケンスが反復的に生成される。このプロセスは、利用可能であれば、均一画像又は何らかの事前知識が組み込まれたより複雑な初期画像といった適切な初期画像（ｎ＝０に対応する）を用いて開始される。反復画像更新３２は、実質的に任意の適切な画像更新を採用することができ、また、雑音の抑制又は他の目的のために、正則化及び／又はフィルタリングを使用することができる。非限定的な例として、一実施形態では、画像更新３２は、相対的差異先見情報（ＲＤＰ）を用いる正則化３８を伴う最尤推定期待値最大化（ＭＬＥＭ）更新を使用する。これは、この例示的な例では、

と表すことができる。ここで、ｙ_ｉ，ｉ＝１、…、Ｎは、測定された撮像データ（即ち、ＰＥＴ撮像データ２２を形成する測定されたＬＯＲカウント数）であり、λ_ｊは、ボクセルインデックスｊにおける推定放射能であり、

は、局所ペナルティ重み付け係数であり、α_ｉｊは、システム行列値、即ち、投影データインデックスｉに対するボクセルｊの寄与であり、ｓ_ｊは、ギブスの先見情報（Gibbs prior）（即ち、エッジ保存閾値）を誘導するために、取得時間及びパラメータγ＞０でスケーリングされたボクセルjにおける全スキャナ感度である。一般に、γが大きいほど、エッジ保存は多くなる。値γ＝０は、エッジ保存を完全に排除し、ＲＤＰは二次の先見情報になる。項Ｎ_ｊは、jとインデックス付けされたボクセルに隣接するボクセルの集合を表す。これは例示的な例に過ぎず、他の実施形態では、順序部分集合期待値最大化（ＯＳＥＭ）等といった他の画像更新を使用することができる。ＲＤＰは、別の先見情報によって又は画像フィルタによって置換することができる。当技術分野において知られているように、反復再構成はまた、任意選択的に、ＣＴ画像１６から生成された又は磁気共鳴（ＭＲ）画像等から生成された減衰マップ１８を使用して、５１１ｋｅＶガンマ線の減衰について補正されてもよい。

引き続き図１を参照すると、反復画像再構成３０の間に、標準取込値（ＳＵＶ）変換４０が適用されて、更新画像３４が更新ＳＵＶ画像４２に変換される。ＳＵＶ変換４０は、少なくともボディサイズメトリック及び線量メトリックを含むスケーリング係数を使用して、更新画像３４のボクセル値をＳＵＶ値にスケーリングするように動作する。例えば以下の非限定的な例示的なＳＵＶ定式化を使用することができる。

ここで、ｉは、ＰＥＴ画像のボクセルのインデックスであり、ｖ_ｉは、変換対象の更新画像３４内のボクセルｉの値（即ち、ボクセルｉにおける組織内の放射能濃度）であり、Ｄは、放射性医薬品の投与量であり、Ｍは、患者の体重であり、ｔは、放射性医薬品の投与とＰＥＴ撮像データ取得との間の遅延時間であり、ｔ_１／２は、放射性医薬品の半減期である。放射能濃度ｖ_ｉは、放射能濃度ｖ_ｉが、単位体積当たりの放射能の単位（例えばＭＢｑ／ｍｌ又はｍＣｉ／ｍｌ）であるように較正される。注入された放射能Ｄを体重Ｍで割り算すると（即ち、比Ｄ／Ｍ）、ボディサイズの測定値Ｍとしてグラム単位での体重が使用されるならば、ＭＢｑ／ｇ又は同等の単位が得られる。そうすると、これは、ＳＵＶをｇ／ｍｌ又は同等の単位にする。軟組織は１ｇ／ｍｌであるとほぼ考えられているので、ＳＵＶ値は、典型的には、単位のないパラメータとして提示される。更に、放射能の注入後、通常、ＰＥＴ撮像データを取得する前に、投与量の摂取のための指示された待機時間ｔがある。これは、注入された投与量測定の時点と画像内の放射能濃度測定の時間との間の時間間隔ｔ（スキャン時間）にわたる線量減衰をもたらす。したがって、項

は、時間間隔tにわたる線量減衰を説明する線量減衰スケーリング係数である。式（２）のＳＵＶ定式化は一例に過ぎず、他の定式化が知られている。例えば式（２）では、ボディサイズは体重Ｍによって表されるが、他の定式化では、ボディサイズは体表面積の項によって表される。

反復画像再構成３０中、反復画像再構成３０の画像更新３２において使用される少なくとも１つのパラメータが更新ＳＵＶ画像４２を使用して調整される。図１の例示的な例及び式（１）では、エッジ保存閾値γが更新ＳＵＶ画像４２に基づいて調整される。１つの手法では、エッジ保存閾値γは、画像全体にわたる平均ＳＵＶ値、最大ＳＵＶ値と最小ＳＵＶ値との差等といった更新ＳＵＶ画像４２の特性に基づいて調整される。エッジ保存閾値γのＳＵＶ画像特性への依存性は、経験的に決定することができる。例えば幾つかの異なるγ値を用いる式（１）の画像更新を使用して各画像が再構成されている画像のトレーニングセットと、その後の熟練の医療専門家による最適な再構成画像の評価とに基づいて決定することができる。各トレーニング画像のＳＵＶ画像特性は、所与の更新画像について決定され、したがって、ＳＵＶ画像特性と最適エッジ保存閾値γとの相関関係が決定される。

別の実施形態では、更新ＳＵＶ画像４２を使用して局所的にエッジ保存閾値γが選択されるので、γは、一般に、局所ＳＵＶ値に応じて画像全体にわたって空間的に変化する。この場合の式（１）の更新ステップの適切な定式化は、

であり、ここで、γ_ｊ（ＳＵＶ（λ_ｊ ^（ｎ））は、局所ＳＵＶ値ＳＵＶ（λ_ｊ ^（ｎ））に基づいて決定される局所エッジ保存閾値であり、ＳＵＶ（．．．）は、図１に示すＳＵＶ関数４０を示す。したがって、例えばＳＵＶ（λ_ｊ ^（ｎ））が特徴を示す値を有する場合、エッジ保存閾値は、特徴の保存を高めるために適切に高く設定される。これに対し、ＳＵＶ（λ_ｊ ^（ｎ））が雑音を示す値を有する場合、エッジ保存閾値は、エッジ保存を低減又は排除し、雑音抑制を最大化するために適切に低く又はゼロにさえ設定される。

図１を引き続き参照するに、反復画像再構成３０は、停止基準が満たされるまで、例えば更新画像における反復の繰り返しによる変化、即ち、更新画像（ｎ）から更新画像（ｎ＋１）への変化が、ある停止閾値よりも小さくなるまで、更新画像のシーケンスを生成するように反復する。シーケンスの最後の更新画像は、カウント数を単位とする再構成画像である。次に、この画像は、ＳＵＶ関数４０を適用することによってＳＵＶ単位に変換され、ＳＵＶを単位とする最終的な臨床画像４４が生成される。臨床画像４４は、電子プロセッサ２０と動作可能に通信してディスプレイ２６に表示されるか、及び／又は、プリンタで印刷されるか、放射線医学情報システム（ＲＩＳ）又は画像保管通信システム（ＰＡＣＳ）に記憶されるか、そうでなければ利用される。

今説明した手法では、更新ＳＵＶ画像４２を使用して、反復再構成プロセスの画像更新３２に使用される先見情報又はフィルタの１つ以上のパラメータを調整する。例えば式（１）のＭＬＥＭ更新に組み込まれたＲＤＰ先見情報のエッジ保存閾値γが、（式（３）に表されるように）大域的又は局所的に更新ＳＵＶ画像４２に基づいて調整される。

図１を引き続き参照するに、（点線で示す）代替実施形態では、ＳＵＶ関数４０を適用して、ＭＬＥＭ又は他の反復画像再構成の画像更新３２が完了した後に更新画像（ｎ＋１）３６に行われるフィルタリングを調整する。つまり、この手法では、ＳＵＶ関数４０は更新画像（ｎ＋１）３６に適用されて、更新ＳＵＶ画像４２に類似する更新ＳＵＶ画像（ｎ＋１）４６が生成される。次に、更新ＳＵＶ画像（ｎ＋１）４６を使用して、ＭＬＥＭ又は他の反復画像再構成プロセスの次の反復に進む前に、更新画像（ｎ＋１）３６に行われるフィルタリング作業４８の１つ以上のパラメータを調整する。この手法は、更新ＳＵＶ画像４６を生成するために最新の更新画像（ｎ＋１）３６を使用するといった幾つかの潜在的な利点を有する。

非限定的な例示的な例として、画像内の所与のＳＵＶ強度レベルについての雑音レベル推定値を、ＳＵＶスケーリング係数を使用してモデル化することができ、これは、ロバストな適応パラメータ化のための追加の誘導を提供する。このようにすると、フィルタは、そのパラメータを、撮像環境に基づいて適応させ、フィルタリングを行って雑音を抑制する。このようなフィルタは、図１に示すフィルタ４８として、更新画像（ｎ＋１）３６に適用することができる。異なるエッジ保存フィルタリングコアを使用することができる。例えばＰｅｒｏｎａ－Ｍａｌｉｋ拡散フィルタコアといった異方性拡散フィルタ（ＡＤＦ）を一例として使用することができ、これは、

と適切に表すことができる。ここで、

は、局所勾配係数を表し、Ｋ（ＳＵＶ，ＳＵＶ_ｓｃｔ，…）は、ＳＵＶ値に依存する例示的な異方性重み定式化を表す。局所勾配係数Ｋは、本明細書に説明される他のエッジ保存フィルタ又は先見情報におけるエッジ保存閾値γと似ている。この例示的な異方性重み定式化では、ＳＵＶは、ＳＵＶ画像強度レベルを表し、ＳＵＶ_ｓｃｔは、ＳＵＶスケーリングを表す。なお、式（４）のＰｅｒｏｎａ－Ｍａｌｉｋ拡散モデルは、例示的な例に過ぎず、多くの他のフィルタコアモデルも想定され、また、より一般的には、フィルタは、コアモデル以外の異なる定式化を使用してもよい。任意選択的に、正則化スキームを、一貫した正則化結果を達成するために、ユーザの雑音低減の好みといった追加の事前情報を用いて構築された適応ステップ制御を用いた反復プロセスとして実施することができる。

図４を引き続き参照するに、式（４）の例示的なＰｅｒｏｎａ－Ｍａｌｉｋ拡散フィルタを使用して得られる改良の例示的な例が提示されている。当該例示的な例では、異方性拡散フィルタ（ＡＤＦ）がフィルタ４８の例示的な例として使用された。

ここで、ｇは、式（４）において所与であり、Δｄは、ステップサイズパラメータであり、Φ_ｉは、局所ウィンドウであり、

は、局所ウィンドウの平均値であり、αは、保護境界パラメータである。患者の腫瘍画像がパラメータ化プロセスにおいて使用された。全身患者データセットが、フィリップス社のＶｅｒｅｏｓ（登録商標）デジタルＰＥＴ／ＣＴ撮像システムを用いて、ベッド位置当たり約１３ｍＣｉの投与量注入及び９０秒のスキャン時間のプロトコルを用いて取得された。大きく異なる患者のＢＭＩ及び摂取時間は、患者データセット間で有意に異なるデータ統計をもたらし、本明細書に開示されるＳＵＶ誘導再構成制御のための適切な試験をした。

以下のデータセットが検討された。比較的高い統計値（合計４億カウント数）のデータを有する１つのデータセット（Ｄａｔａ－Ｉ）が選択され、臨床撮像において現在使用されている固定再構成及び再構成後の解像度回復パラメータを用いて、２ｍｍの解像度のリストモードＴＯＦ ＯＳＥＭ再構成を用いて再構成された。データの統計値が高いため、再構成画像は、臨床的に許容可能と考えられる雑音レベルにあり、したがって、再構成後の雑音除去は使用されない。Ｄａｔａ－Ｉセットは、ここでは、所望の雑音レベルを有する標準基準画像として使用され、パラメータ化の目標が設定される。次に説明するように、同じ再構成方法を使用して再構成された画像と、Ｄａｔａ－Ｉより低い統計値を有する４つの他のデータセットからのパラメータとを使用して、Ｄａｔａ－Ｉの目標雑音レベルに基づいて、ＳＵＶベースのパラメータ化が決定された。

パラメータ調整を簡単にするために、この例示的な実施例では、パラメータＫは、一定のＳＵＶベースの値に設定した。Δｄもまた、小さい一定値に設定して数値的安定性を確保した。調整セットから目標雑音レベルを達成した反復回数を記録した。結果として得られた反復回数のセットに、非線形回帰を適用して、多項式ベースのスキームを構築して、他の異なる画像に対する反復回数が自動的に決定されるようにした。一旦パラメータセットが決定されると、これらは、更なる修正なしで、他の低い統計値のデータセットからの画像に適用された。Ｄａｔａ－Ｉのリストモードデータを対応するカウントレベルにクリッピングすることによって、２億、１億及び５、０００万の総カウント数を有する３つの低い統計値データセット（それぞれＤａｔａ－Ｉ－２００、Ｄａｔａ－Ｉ－１００、Ｄａｔａ－Ｉ－５０）が生成された。式（５）のフィルタを、これら３つのデータセットからの再構成画像に適用して、Ｄａｔａ－Ｉの基準画像と直接比較した。雑音除去性能及びパラメータ選択の安定性が、雑音レベル及び特徴的ＳＵＶ保存に関して、視覚的画像検査及び関心領域（ＲＯＩ）研究によって評価される。観察を確認するために、２つの他の低カウント数患者データセットからの画像についても研究を同様に行った。

図４は、式（４）～（５）の例示的なＳＵＶベースのＡＤＦ正則化なしのＰＥＴ画像（上段）及び式（４）～（５）の例示的なＳＵＶベースのＡＤＦ正則化ありのＰＥＴ画像（下段）を示す。下段のＳＵＶベースのＡＤＦ画像は全て、同じＳＵＶベースのパラメータを使用して生成された。表１は、ＳＵＶパラメータ化から得られたＳＵＶベースのパラメータを示し、これらは、ＳＵＶベースのＡＤＦ正則化ありの画像（図４の下段）を生成するために使用された。表２は、ＳＵＶベースのＡＤＦ正則化なしの画像（図４の上段）の肝臓ＲＯＩ定量的測定値を示す一方で、表３は、ＳＵＶベースのＡＤＦ正則化ありの画像（図４の下段）の肝臓ＲＯＩ定量的測定値を示す。表２及び表３において、「ＣＮＴ」は、カウント画像を示し、「ＳＵＶ」は、ＳＵＶ画像を示し、「Ｍｅａｎ」は、肝臓関心領域（ＲＯＩ）にわたる平均強度を示し、「Ｓｔｄ」は、肝臓ＲＯＩにわたる強度の標準偏差を示す。表２及び表３の最後の列には、「Ｓｔｄ／Ｍｅａｎ」が示され、これは、雑音／信号比（表２及び表３に示す「Ｎ／Ｓ」）を表す。ＳＵＶベースのＡＤＦ画像（図４の下段）及び対応する定量的測定値（表３）は、ＳＵＶベースのパラメータ化が、異なるデータ統計値に対して一貫した正則化性能を生成することを示している。特に、ＳＵＶベースのＡＤＦ正則化ありの画像（表３）について、雑音／信号比（「Ｓｔｄ／Ｍｅａｎ」最終表列）は、異なる画像統計値にわたって本質的に一定（０．０８～０．０９の範囲）であることが分かる。これとは対照的に、この正則化なしの画像では、雑音／信号比は０．０８～０．２３の範囲で変化する。

画像更新３２の１つ以上のパラメータを調整するためにＳＵＶ画像４２を使用することは、通常、患者毎に異なり、また、場合によっては、同じ患者の撮像セッション間で異なる患者の体重、スキャン時間、注入量、線量減衰時間等といった外部因子を正規化する一貫して安定したレベルの画像値を提供する。ＳＵＶを使用した反復再構成の制御は、特徴に対するＳＵＶが様々な患者及び撮像セッション特有の外部因子から比較的独立しているので、画像のカウント数を制御することよりもロバストである。カウント数とは異なり、ＳＵＶは、肝臓、肺といった主要な臓器及び身体バックグランドに対して非常に安定している。

開示の手法では、ＳＵＶ変換４０は、ＰＥＴ画像再構成中に、例えばＭＬＥＭ又は他の反復再構成更新ステップ３２中に、先見情報又はフィルタ３８（そのパラメータの１つ以上は、更新ＳＵＶ画像（ｎ）４２を使用して調整される）を介して、又は、結果として得られる更新画像（ｎ＋１）３６に適用されるフィルタ４８（そのパラメータの１つ以上は、更新ＳＵＶ画像（ｎ＋１）４６を使用して調整される）として適用される。（更新ステップ中に、先見情報又はフィルタ３８を適用することと、結果として得られる更新画像（ｎ＋１）３６にフィルタ４８を適用することの両方も考えられる。）これは、通常は、最終再構成画像を臨床分析により適した形態に変換するためだけに使用されるＳＵＶ変換４０を再利用して、反復画像再構成プロセスの改良され、よりロバストな制御がまた提供される。有利には、肝臓等といった臓器のＳＵＶ値は、通常、異なる患者体格指数（ＢＭＩ）値及びＰＥＴ撮像データ取得パラメータのある範囲内で安定している。対照的に、カウント数又は強度でボクセル値を有するＰＥＴ画像は、異なる放射性医薬品投与量等について、異なるＢＭＩを有する患者間ではるかに大きい変動性を有する。

一般に、反復ＰＥＴ画像再構成は、事前知識（例えば正則化又はエッジ保存フィルタに使用される先見情報として１つにまとめられる）によって誘導されて、反復プロセス中に、改善された雑音制御又は画質の他の改善を提供する。しかし、カウント数又は強度として表される更新画像は、このような制御のためにパラメータを設定するための原理的な根拠を提供しない。というのは、ＰＥＴ再構成中のカウント数又は強度は、異なる撮像ケースにわたって、患者毎又は撮像セッション毎の高い変動性を示し、制御のロバスト性を制限するからである。制御パラメータを設定するために更新ＳＵＶ画像４２を使用する開示の手法は、既存のＳＵＶ変換４０を利用して、反復再構成のよりロバストな制御を提供する。

開示されたＳＵＶ誘導ＰＥＴ再構成及び画像処理制御の幾つかの例示的な実施形態では、ＳＵＶ更新画像４２は、中間更新画像３４のために又は更新画像３６に対して生成され、ＳＵＶ更新画像４２又は４６からの情報が抽出されて、継続する反復ＰＥＴ再構成又は画像処理の制御が誘導される。このようなＳＵＶ更新画像はそれぞれ定量的に分析され、前の更新画像と比較されて、再構成の雑音伝播傾向及びコントラスト回復傾向が評価される。任意選択的に、局所制御をボクセル単位で提供することができ、又は、関心領域（ＲＯＩ）を、異なるＳＵＶカテゴリについて再構成挙動を測定するために使用することができる高ＳＵＶ均一領域、低ＳＵＶ均一領域及び高ＳＵＶ特徴といった異なるＳＵＶカテゴリに基づいて画定することができる。定量的ＳＵＶ更新画像解析結果を使用して、例示的なＲＤＰ先見情報の例示的なエッジ保存閾値γといった再構成パラメータが調整されるか、及び／又は、（例えばＯＳＥＭにおいて）部分集合の数、反復回数（例えば反復再構成３０の停止基準が、固定回数の反復である場合）、（例えば例示的フィルタ４８として適用される）平滑化フィルタの平滑化パラメータ、異なる領域に対する相対的平滑化ペナルティ強度（例えば先見情報３８として式（３）の例示的な更新ステップのＲＤＰ）等が調整され、このように制御された平滑化若しくはコントラスト強調又は他の再構成制御が、現在の画像更新３２の間に、又は、連続する反復画像更新の間に適用される。再構成は、元の（又は処理された）更新画像に基づいて、調整された再構成パラメータを用いて続けられる。反復画像再構成３０によって出力される最終再構成画像は、任意選択的に、医療関係者による定量的臨床分析のために、同じＳＵＶ変換４０を用いてＳＵＶ画像（即ち、臨床画像４４）に変換される。

任意選択的に、ＳＵＶ更新画像は、ＲＩＳ又はＰＡＣＳに記憶され、医療関係者によって検索及び検討されて、臨床分析を支援することができる。一般に、反復画像再構成３０の異なる反復におけるＳＵＶ更新画像は、異なるコントラスト対雑音特性を有する。最終臨床画像４４のコントラスト対雑音を臨床医が許容できない場合、反復画像再構成３０中に生成され、記憶されたＳＵＶ更新画像のうちの１つが、臨床医をより満足させる場合がある。

別のオプションでは、反復画像再構成３０の過程で生成されたＳＵＶ更新画像を評価して、特定のＲＯＩの進化を観察することができる。例えばＳＵＶ更新画像のシーケンスを、動画又はビデオにフォーマットして、反復画像再構成３０中の定量化の進化を動的に示すことができる。これは、再構成の雑音伝播挙動のよりよい理解を支援することができる。このよりよい理解により、異なるレベルのコントラスト及び解像度を有する最終画像４４内の様々な特徴の読影に関してより正確で自信のある判断を下すことができる。

図２を参照して、反復画像再構成１３０の変形実施形態を説明する。この実施形態では、ＳＵＶ変換４０は、処理されている全ての画像がＳＵＶを単位とするように、再構成プロセス全体にわたって適用される。このために、初期画像１３１（例えば幾つかの実施形態では、反復処理を開始するための均一画像）が、ＳＵＶ変換４０を使用して変換され、ＳＵＶを単位とする更新画像（ｎ）１３４の１回目の反復が生成される。画像更新１３２において、各画像値は、ＳＵＶ変換４０を使用してＳＵＶ単位に変換される。例えば式（１）において、置換λ_ｊ ^（ｎ）←ＳＵＶ（λ_ｊ ^（ｎ））が全体に適用される。これにより、シーケンスにおける次の更新画像λ_ｊ ^{（ｎ＋１）}、即ち、ＳＵＶを単位とする更新画像（ｎ＋１）１３６が生成される。この場合、正則化３８（又は他の実施形態では、フィルタリング）は、既にＳＵＶを単位とする更新画像１３４に基づいて調整されたパラメータを使用することができる。更に、反復画像再構成１３０は、ＳＵＶを単位とする更新画像に作用するので、終了時に、ＳＵＶを単位とする臨床画像１４４を直接出力し、従来のＰＥＴ画像再構成プロセスフローにおけるように、最終ＳＵＶ変換を適用する必要性を排除する。

図１及び図２の実施形態では、ＳＵＶ変換４０は、例えばＭＬＥＭ又は他の反復再構成更新ステップ３２に組み込まれた先見情報若しくはフィルタ３８として、及び／又は、更新画像３６に適用されるフィルタ４８として、反復画像再構成プロセス３０、１３０中によりロバストな制御を提供するために適用される。更に又は或いは、ＳＵＶ変換された画像を使用して画像の再構成後フィルタリングの制御を採用することも考えられる。

図３を参照すると、このような再構成後手法は、ＳＵＶを単位とする臨床画像４４から始まる。この画像は、図１又は図２の開示されたＳＵＶ制御された画像再構成処理を使用して生成されるか、又は、ロバスト性のためにＳＵＶを利用しない従来のＰＥＴ画像再構成によって生成される。電子プロセッサ２０によって行われる動作１６０において、再構成後フィルタリングが、選択されたＳＵＶ範囲の領域に対して、及び／又は、ＳＵＶ制御されたフィルタリングパラメータを使用して行われる。例えばフィルタリングは、背景領域であることを示す範囲内のＳＵＶ値を有する領域にのみ適用されてよく、これにより、画像特徴のフィルタリングによる劣化が回避される。別の例として、即ち、ＳＵＶ制御されたフィルタリングパラメータを使用する例として、臨床画像１６４は、ＳＵＶ画像４４の局所ボクセル値に基づいて局所的に調整されたエッジ保存閾値を有するフィルタ１６０を使用して、ＳＵＶ画像４４をフィルタリングすることによって生成される。結果として得られるフィルタリングされた臨床画像１６４は、ここでも、ＳＵＶを単位とし、電子プロセッサ２０に動作可能に接続されているディスプレイ２６に表示されるか又は利用される。

例示的な実施形態では、陽電子放出断層撮影法（ＰＥＴ）が、核医学撮像モダリティであった。しかし、ＳＵＶの概念は、単一光子放出型コンピュータ断層撮影法（ＳＰＥＣＴ）といった他の核医学撮像モダリティにも適用可能であり、したがって、開示されたＳＵＶ制御された反復画像再構成及び／又は再構成後フィルタリングは、ＳＰＥＣＴ画像再構成にも適用可能である。

本発明を好適な実施形態を参照して説明した。上記の詳細な説明を読んで理解すると、修正態様及び変更態様が他の人に想到可能であろう。本発明は、これらが添付の特許請求の範囲又はその均等物の範囲内に入る限り、当該すべての修正態様及び変更態様を含むと解釈されることを意図している。

Claims (15)

1. 電子プロセッサと、
   画像再構成方法を行うように、前記電子プロセッサによって読み取り可能かつ実行可能である命令を記憶する非一時的記憶媒体と、
   を含む、核医学画像再構成デバイスであって、
   前記画像再構成方法は、
   核医学撮像データに、更新画像のシーケンスを生成する反復画像再構成を行うことによって、再構成画像を生成するステップと、
   前記反復画像再構成中に標準取込値（ＳＵＶ）変換を適用して、前記更新画像を更新ＳＵＶ画像に変換するステップと、
   前記更新ＳＵＶ画像を使用して、前記反復画像再構成の少なくとも１つのパラメータを調整するステップと、
   を含み、
   前記ＳＵＶ変換は、少なくともボディサイズメトリック及び線量メトリックを含むスケーリング係数を使用して、前記更新画像のボクセル値をＳＵＶ値にスケーリングするように動作する、
   核医学画像再構成デバイス。
2. 前記調整するステップは、前記反復画像再構成に使用される相対的差異先見情報又はエッジ保存フィルタのパラメータを調整するステップを含む、請求項１に記載の核医学画像再構成デバイス。
3. 前記調整するステップは、前記反復画像再構成に使用される前記先見情報又は前記フィルタのエッジ保存閾値を調整するステップを含む、請求項２に記載の核医学画像再構成デバイス。
4. 前記先見情報又は前記フィルタの前記エッジ保存閾値は、前記更新ＳＵＶ画像の局所ボクセル値に基づいて局所的に調整される、請求項３に記載の核医学画像再構成デバイス。
5. 前記更新ＳＵＶ画像を使用して、前記反復画像再構成の少なくとも１つのパラメータを調整するステップは、
   前記反復画像再構成の反復画像再構成更新ステップ中に適用される先見情報又はフィルタの少なくとも１つのパラメータを調整するステップを含む、請求項１から４の何れか一項に記載の核医学画像再構成デバイス。
6. 前記更新ＳＵＶ画像を使用して、前記反復画像再構成の少なくとも１つのパラメータを調整するステップは、
   前記反復画像再構成中に生成される更新画像に適用されるフィルタの少なくとも１つのパラメータを調整するステップを含む、請求項１から５の何れか一項に記載の核医学画像再構成デバイス。
7. 前記スケーリング係数は、線量減衰時間間隔について計算された線量減衰を更に含む、請求項１から６の何れか一項に記載の核医学画像再構成デバイス。
8. 前記更新画像は、カウント数を単位とし、前記画像再構成方法は更に、前記反復画像再構成の完了後に、
   前記ＳＵＶ変換を使用して、前記再構成画像を再構成ＳＵＶ画像に変換するステップを含む、請求項１から７の何れか一項に記載の核医学画像再構成デバイス。
9. 前記ＳＵＶ変換は、各更新画像を変換するために適用され、これにより、前記反復画像再構成は、ＳＵＶを単位とする前記再構成画像を生成するように動作する、請求項１から７の何れか一項に記載の核医学画像再構成デバイス。
10. 核医学撮像データを取得する核医学撮像データ取得デバイスと、
    前記核医学撮像データ取得デバイスによって取得された前記核医学撮像データから再構成画像を生成するように動作可能に接続されている、請求項１から９の何れか一項に記載の前記核医学画像再構成デバイスと、
    前記再構成画像を表示するように前記核医学画像再構成デバイスの前記電子プロセッサに動作可能に接続されているディスプレイと、
    を含む、核医学撮像デバイス。
11. 画像再構成方法を行うように電子プロセッサによって読み取り可能及び実行可能である命令を記憶する非一時的記憶媒体であって、
    前記画像再構成方法は、
    核医学撮像データに、更新画像のシーケンスを生成する反復画像再構成を行うことによって再構成画像を生成するステップと、
    前記反復画像再構成中に標準取込値（ＳＵＶ）変換を適用して、前記更新画像を更新ＳＵＶ画像に変換するステップと、
    前記反復画像再構成中に、前記更新ＳＵＶ画像を使用して、前記反復画像再構成の画像更新に使用される少なくとも１つのパラメータを調整するステップと、
    を含み、
    前記ＳＵＶ変換は、少なくともボディサイズメトリック及び線量メトリックを含むスケーリング係数を使用して、前記更新画像のボクセル値をＳＵＶ値にスケーリングするように動作する、非一時的記憶媒体。
12. 前記調整するステップは、
    前記更新ＳＵＶ画像を使用して、前記反復画像再構成の反復画像再構成更新ステップ中に適用される相対的差異先見情報又はエッジ保存フィルタの少なくとも１つのパラメータを調整するステップを含む、請求項１１に記載の非一時的記憶媒体。
13. 前記調整するステップは、
    前記更新ＳＵＶ画像を使用して、前記反復画像再構成中に生成される更新画像に適用されるフィルタの少なくとも１つのパラメータを調整するステップを含む、請求項１１又は１２に記載の非一時的記憶媒体。
14. 前記調整するステップは、前記更新ＳＵＶ画像の局所ボクセル値に基づいて、先見情報又はフィルタのパラメータを局所的に調整するステップを含む、請求項１１から１３の何れか一項に記載の非一時的記憶媒体。
15. 前記先見情報又は前記フィルタは、前記反復画像再構成の反復画像再構成更新ステップに組み込まれた相対的差異先見情報（ＲＤＰ）であり、前記調整するステップは、前記ＲＤＰのエッジ保存閾値を調整するステップを含む、請求項１４に記載の非一時的記憶媒体。
    

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