JP7356278B2 - 医用画像処理装置、陽電子放射断層撮像装置、医用画像処理方法及び医用画像処理プログラム - Google Patents
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Description
本発明の実施形態は、医用画像処理装置、陽電子放射断層撮像装置、医用画像処理方法及び医用画像処理プログラムに関する。
陽電子放射断層撮像法（ＰＥＴ）は、身体のいくつかの特徴を撮像（撮影）するための弱い放射性（radioactively）でマークされた医薬品（トレーサ）の使用に基づく、核医学における撮像方法である。ＰＥＴ画像は、医師又は臨床医が、例えば、代謝活動又は血流に関する結論（conclusions）を引き出すことを可能にする放射性医薬品の空間分布を表示する。したがって、ＰＥＴは、例えば、腫瘍を監視するための又は冠状動脈疾患を可視化するための、腫瘍学、心臓学及び神経学における適用例を有する機能的撮像技法である。
ＰＥＴ撮像では、トレーサ薬剤が、（例えば、注射、吸入又は摂取を介して）撮像される患者に投与（introduce）される。薬剤は、投与された後、薬剤の物理特性及び生体分子特性により、患者の身体内の特定の箇所に集中する。薬剤の実際の空間分布、薬剤の蓄積の領域の集約性及び投与から薬剤の最終的な排出までのプロセスの動力学は、すべて、臨床的有意性を有し得る要因である。
このプロセス中、薬剤に付着したトレーサは、電子の反物質等価物（anti-matter equivalent of the electron）である陽電子を放出（放射）する。放射された陽電子が電子と衝突するとき、電子及び陽電子は消滅し、各々が５１１ｋｅＶのエネルギーを有する対のガンマ線を生じる。生じた２つのガンマ線は、実質的に１８０度離れて進む。
トレーサの空間－時間的分布は、断層撮像再構成原理を介して、例えば、各検出イベントをそれのエネルギー（すなわち、生成された光の量）と、それの検出位置と、それのタイミングとについて特徴づけることによって、再構成される。２つのガンマ線が同時計数時間ウィンドウ内で検出されたとき、それらは、同じ陽電子消滅イベントからおそらく生起し、したがって、同時計数対（coincidence pair）であるものとして識別される。それらの検出位置間に線、すなわち同時計数線（ＬＯＲ：line-of-response）を引いて、陽電子消滅イベントの可能性がある位置を決定することができる。２つのガンマ線の飛行時間（ＴＯＦ：time-of-flight）情報に基づいて消滅についてのＬＯＲに沿った統計的分布を決定するために、タイミング情報も使用され得る。多数のＬＯＲを累積することによって、断層撮像再構成が、患者内の放射能（radioactivity）（例えば、トレーサ密度）の空間分布の体積画像を決定するために実施され得る。
検出された同時計数イベント（同時計数と呼ばれる）は、真の（true）同時計数イベントとバックグラウンドイベントとに分類され得る。バックグラウンドイベントは、さらに偶発（accidental）同時計数と、散乱（scattered）同時計数とに細分類され得る。２つのガンマ線が同じ消滅イベントから生じなかった場合、偶発（又はランダム）同時計数が発生する。２つのガンマ線が同じ消滅イベントから生じ、かつ、２つの光子位置を結ぶＬＯＲ上に真の消滅位置がない場合、散乱同時計数が発生する。これは、例えば、患者内でのコンプトン散乱（Compton scatter）により１つのガンマ線の伝搬方向が変更されたときに起こることがある。
断層撮像再構成は、患者の解剖学的情報を可視化することに広く適用されている。断層撮像再構成は、Ｘ線コンピュータ断層撮像（Computed Tomography：ＣＴ）などの投影ベースの撮像と、ＰＥＴなどの放射ベースの撮像とを含む、様々なモダリティで使用され得る。放射線への曝露に関する健康問題により、医用撮像における医師、科学者及び技術者は、放射線量を合理的に達成可能な限り低く維持しようと努力する。放射線量を合理的に達成可能な限り低く維持するための取り組みは、放射線量と測定された信号の信号対雑音比（ＳＮＲ）とを減少させながら、再構成された画像品質における継続的改善を誘導する。
したがって、ＰＥＴ散乱補正を実施するために、また、雑音及び干渉信号を低減することによってＰＥＴ画像の画像品質を改善するために、改善された方法が望まれる。特にＰＥＴ撮像では、患者の放射線曝露を低減しながら画像品質を改善することにおいて、（ＦＯＶ外散乱補正を含む）散乱補正が重要な役割を果たす。
発明が解決しようとする課題は、ＦＯＶ外散乱線の影響を低減することである。
実施形態に係る医用画像処理装置は、取得部と、補正部と、再構成部とを含む。取得部は、本スキャンにより得られた本スキャン領域に関するＰＥＴデータと、前記本スキャンのスキャン時間よりも短いスキャン時間を用いるショートスキャンにより得られた、前記本スキャン領域に隣接する拡張領域に関するＰＥＴデータとを取得する。補正部は、前記拡張領域に関するＰＥＴデータに基づいて、前記本スキャン領域に関するＰＥＴデータに対して前記本スキャン領域外に起因する散乱線を補正する散乱補正を実施する。再構成部は、前記補正された本スキャン領域に関するＰＥＴデータに基づいて、前記本スキャン領域に関するＰＥＴ画像を再構成する。
以下、図面を参照しながら本実施形態に係る医用画像処理装置、陽電子放射断層撮像装置、医用画像処理方法及び医用画像処理プログラムを説明する。なお、以下の説明において、既出の図に関して前述したものと同一又は略同一の機能を有する構成要素については、同一符号を付し、必要な場合にのみ重複説明する。また、同じ部分を表す場合であっても、図面により互いの寸法や比率が異なって表されている場合もある。
以下、「スキャン」という語句とともに用いられる「ショート」及び「本」という語句（例えば、「ショートスキャン」及び「本スキャン」）は、スキャンの物理的長さ又は空間的広がり、例えば、ＰＥＴスキャンにおいて収集されるベッド位置の数ではなく、ＰＥＴスキャンの持続時間を指す。さらに、「マルチベッドスキャン」という句は、複数のステージにおいて実施されるスキャンの空間的広がりを指す。また、「マルチベッドスキャン」と等価的に「マルチベッド位置（multi-bed-position）スキャン」という句が用いられることもある。各ステージは、ＰＥＴ（又はＣＴ）装置が、例えば、あらかじめ定義された時間間隔の間、滞在する所与のベッド位置において、対象／患者の一部分に重なる視野（ＦＯＶ）からデータを収集する。
本実施形態に係る技術は、複数のベッド位置で実施されるスキャン（マルチベッドスキャン）とは対照的に、１つ又は少数のベッド位置で実施されるスキャン（シングルベッド（又は少数ベッド）スキャン）に基づいて、陽電子放射断層撮像法（ＰＥＴ：positron emission tomography）によるＰＥＴ撮像を改善することに関する。シングルベッドスキャンは、本スキャンの視野（ＦＯＶ：field of view）の両側（又は片側）の拡張領域中で実施されるショートスキャン（拡張スキャン）を用いて増補される。これらのショートスキャンは、ＦＯＶ内のＰＥＴデータのＦＯＶ外散乱補正（outside-the-FOV scatter correction）のための基礎を形成する、拡張領域中の減弱マップと活性（activity）分布とを推定するために使用される。
本実施形態に係る技術によれば、ＰＥＴ装置における散乱を補正するための方法及び装置が提供され、散乱は、真の同時計数のための視野（ＦＯＶ）内とそのＦＯＶ外の両方から来る。関心領域（ＲＯＩ）について、ＦＯＶ外散乱補正は、ＲＯＩに隣接する拡張領域のショートＰＥＴスキャンから推定された減弱マップと活性分布とに基づく。さらに、ＰＥＴ／ＣＴ装置において、これらのショートスキャンに、拡張領域中での低線量Ｘ線コンピュータ断層撮像（ＣＴ）スキャンが付随し得る。本スキャンではなく、ショートスキャンの使用は、より低い放射線量（例えば、低線量ＣＴ）とあまり時間を必要としないこととの利点とともに、ＦＯＶ外散乱補正に十分な精度を与える。低線量ＣＴスキャンの不在下で、拡張領域についての減弱マップを推定するために、減弱マップのアトラス（データベース）又はジョイント推定方法が使用され得る。
ＰＥＴ撮像において、測定された同時計数は、真の同時計数とバックグラウンド信号（例えば、偶発同時計数）との両方を含む。再構成されたＰＥＴ信号の画像品質を改善するために、このバックグラウンド信号に関して、推定及び考慮することが望ましい。例えば、バックグラウンド信号は、推定されたバックグラウンド信号に基づくベースライン減算を使用してデータを補正することによって考慮され得る。あるいは、ＰＥＴ画像を反復的に再構成するために対数尤度目的関数が使用されるとき、対数尤度式は、推定されたバックグラウンド信号に基づくバックグラウンド信号項を含むことができる。バックグラウンド信号は、ランダムイベント及び散乱イベントによるカウントを含む。ＰＥＴでは、バックグラウンド信号は主に、ランダムとしても知られる、偶発同時計数（ＡＣ）と、散乱同時計数とからなる。
多くの消滅イベントについて、光子の対のうちの他方の光子は吸収されるか又はＰＥＴ検出器リングの面の外に散乱されるので、一方の光子のみが検出される。さらに、ＰＥＴ検出器リングのシンチレーティング検出器に到達する一部の光子は、検出器の単一量子効率（unity quantum efficiency）よりも小さいので、検出されない。光子の対のうちの一方のみが検出される検出イベントは、「シングル」と呼ばれ得る。別個の消滅からの２つのシングルが、同時計数タイミングウィンドウ内で検出された場合、それらは、同じ消滅から生じたものとして誤って登録される。これは、偶発同時計数（ＡＣ）イベントと呼ばれ、ランダムイベントとしても知られる。言い方を変えれば、２つの無関係のシングルが同時計数タイミングウィンドウ内で検出されたとき、ＡＣイベントが発生する。
身体内の大部分の散乱光子は、検出されずに検出器面を離れるが、いくつかの散乱光子は、依然として検出及び登録され、誤ったＬＯＲを生じる。いくつかの実施例では、光子が、散乱イベントを生じるコンプトン相互作用の間、それらのエネルギーの一部分を失うので、誤ったＬＯＲを生じるこれらの散乱イベントのうちのいくつかは、エネルギー弁別によって削除され得る。たとえそうでも、いくつかの散乱光子同時計数（散乱）及びいくつかの偶発同時計数（ランダム）は、必然的に記録されることになり、したがって、バックグラウンド信号は、偶発同時係数及び散乱同時計数を含む。
様々な補正がＰＥＴデータに対して実施されることにより、より良好な画像品質を生じ得る。例えば、ガンマ線が、患者を通って伝搬するときに減弱され、検出素子がそれらの検出効率において変動し、偶発同時計数（ランダム）イベント及び散乱同時計数（散乱）イベントが真の同時計数イベントとともに記録される。これらの影響を補正することが、画像品質を改善し、ＰＥＴ検査から臨床的に有用な画像と正確な定量的な情報とを生じる。
第１に、減弱補正を考慮する。消滅サイトから検出器までのガンマ線の経路上でより多い又はより密な材料に遭遇するガンマ線は、身体のより疎な部分を通って進むガンマ線よりも、吸収又は散乱される（すなわち、減弱される）可能性がより高い。減弱補正なしに画像がサイノグラムから再構成される場合、あまり密ではないエリア（例えば、肺）からのガンマ線が過剰に表され（例えば、それらは、それらが実際に放射しているよりも多いガンマ線を放射しているかのように見え）、密な組織は過小に表される。減弱補正が行われない状況下で、再構成された画像は、アーチファクトを受けやすくなり、アーチファクトは、画像の視覚的外観を損ない、トレーサ蓄積（uptake）の不正確な計量にもつながる。減弱補正を適用するために、減弱マップが生成され、それにより、すべてのＬＯＲについて患者による減弱を決定することができる。これは、例えば、スタンドアロン型のＰＥＴ装置上で、外部陽電子源が患者の周りで回転されるトランスミッションスキャン（transmission scan）を用いて行われ、透過されたガンマ線の減弱が決定される。ＰＥＴ／ＣＴ装置では、収集されたＣＴ画像（投影データ）は、ＰＥＴ減弱補正のために使用され得る。さらに、いくつかの実施例では、ジョイント推定方法が、ＰＥＴデータについての減弱マップと活性分布との両方を同時に導出するために使用され得る。
第２に、検出素子が、較正及び補正され得る。さらに、軸／ジオメトリベースの感度補正がデータに適用され得る。
第３に、バックグラウンド信号が、再構成において考慮及び推定され得る。例えば、ＰＥＴ画像は、以下に示す最適化問題を解決するために罰則付き尤度法（penalized likelihood method）を使用して再構成され得る。
ここで、ｘは再構成される画像であり、Ｌ（ｘ）はポアソン尤度関数（Poisson likelihood function）である。ポアソン尤度関数は、次式で表され得る。
ここで、ｓｊはボクセルｊの感度であり、Ｐはシステム行列であり、それの要素は、インデックスｊに対応する再構成された画像の体積ピクセルが、ｉ番目の検出イベントに関連する同時計数線（ＬＯＲ）内にある可能性を表す。ここで、［・］ｉは、ベクトルからのｉ番目の要素を表す。平均バックグラウンド信号は、ランダムイベント及び散乱イベントによるカウントを含む、ｒｉによって示される。
図１は、マルチベッドスキャン（全身（full-body）スキャン）からのＰＥＴ画像を示している。この画像は、各々が図１に示されているシングルベッドスキャン幅（すなわち、シングルベッドスキャンＦＯＶの幅）に対応する、一連のシングルベッドスキャンからのＰＥＴ画像が結合された画像である。マルチベッドスキャンでは、ＰＥＴ検出器リングが、一連のベッド位置における各ベッド位置に滞在することによってスキャンが進行する。ＰＥＴ検出器リングは、次のベッド位置に移動する前に、本スキャン期間（本スキャンのための持続時間）の間、ベッド位置の各々に滞在する。図１に見られるように、図示されたシングルベッドスキャン幅内の画像は、シングルベッド視野（ＦＯＶ）内で生起しているガンマ線から散乱／バックグラウンド信号を受けやすいだけでなく、ＦＯＶの外部、特に、高い活性密度を有する高活性の膀胱（hot bladder）で生起しているガンマ線も受けやすい。マルチベッドスキャンでは、ＰＥＴデータは、図１に示されたシングルベッドスキャン幅の上の（前の）領域と、下の（後の）領域とについて収集され、シングルベッドスキャンＦＯＶの外部の領域についての減弱マップと活性分布との推定を可能にする。
対照的に、シングルベッドスキャンの場合、ＰＥＴスキャンは概して、シングルベッドスキャンのＦＯＶに近隣する近隣拡張領域中で収集されない。このため、シングルベッドスキャンのＦＯＶの外部の拡張領域についての減弱マップと活性分布との推定が妨げられる。したがって、本明細書で提案される方法は、シングルベッドスキャンでは、シングルベッドスキャンＦＯＶの後及び前の近隣拡張領域におけるショートスキャンを使用して、追加のデータを収集する。この追加のデータは、シングルベッドスキャンＦＯＶのＦＯＶに隣接するがそれの外部にある領域についての減弱マップと活性分布との生成を可能にする。これらのＦＯＶ外減弱マップ及び活性分布を使用して、ＦＯＶ外散乱補正が、シングルベッドスキャンデータについて実施され得る。それによって、ＦＯＶ内の再構成されたＰＥＴ画像についてより良い画像品質を生成する。
図２Ａは、対象物ＯＢＪに関するＰＥＴ装置８００を示す。また、図２Ａは、両方のガンマ線が散乱を受けることなしに検出器リングの各検出素子に到着する、撮像視野（すなわち、真の同時計数のためのＦＯＶ）を示す。例えば、図２Ａ中のＦＯＶは、ＰＥＴ装置８００がシングルベッドスキャンを実施しているときの真の同時計数のためのものであり得る。本明細書では、「シングルベッドスキャン」という用語は、ただ１つのベッド位置についてＰＥＴ画像が生成されるＰＥＴスキャンを指す。
図２Ｂは、ガンマ線が生起し、偶発同時計数を生じることがある領域の概略図を示す。このようにして、偶発同時計数が、撮像視野（すなわち、図２Ａに示されている真の同時計数のためのＦＯＶ）の外部の領域から生じることがある。
２次元（２Ｄ）及び／又は３次元（３Ｄ）ＰＥＴでは、散乱効果は、画像品質を劣化させる最も重要な物理的要因のうちの１つである。典型的な３ＤＰＥＴシステムでは、散乱イベントは、総検出イベントの３０％から５０％であり得る。ＰＥＴデータ中の散乱を補正するために、散乱推定が使用され得る。対象物が、体軸方向にＰＥＴ装置よりも長いとき、好ましくは、ＦＯＶ外散乱（すなわち、撮像視野（ＦＯＶ）外から来る散乱されたガンマ線）が考慮されるべきである。そのようなＦＯＶ外散乱は、特にＰＥＴシステムが端部シールドなしの大きいボア開口を有するとき、総散乱の４０％を上回ることがある。上記で説明された一般的な散乱のように、ＦＯＶ外散乱イベントは、（ｉ）検出される光子の一方又は両方が、ＦＯＶの外部に位置する物質により散乱する、ＦＯＶ内で生起するイベントと、（ｉｉ）ＦＯＶの外部で発生する消滅イベント（すなわち、活性）から生起するイベントとの２つのカテゴリーにおいて見られる。両方のカテゴリーについて、検出された散乱分布をモデル化するために、ＦＯＶ外の減弱及び活性分布が必要とされる。
ＦＯＶの外部からＦＯＶ中に散乱するガンマ線について、それが検出されるために、２つの条件が満たされなければならない。第１に、イベントは、それが検出器表面に当たるような角度で散乱しなければならない。第２に、散乱後に、ガンマ線は、検出ウィンドウ内の（すなわち、下位レベルエネルギー弁別器（ＬＬＤ：lower level energy discriminator）を上回る）エネルギーを有しなければならない。これらの２つの検出条件を鑑みると、散乱の可能性（すなわち、散乱断面図）は、より小さい散乱角度の場合により大きく、直接隣接（immediately adjacent）するベッド位置において生起する散乱イベントは、より大きい角度で散乱し、依然として検出され得るので、大多数のＦＯＶ外イベントは、直接隣接するベッド位置から来る。したがって、少量のＦＯＶ外活性が、より一層離れているベッド位置から来ることがあるが、直接隣接するベッド位置からのＦＯＶ外活性のみを考慮することが、計算量的に最も効率的である。
マルチベッドスキャンでは、複数の隣接するベッド位置が測定される。したがって、所与のベッド位置において、マルチベッドスキャンの一部分について散乱補正を実施するとき、各ベッド位置に直接近隣（immediately neighboring）する（すなわち、前／上及び後／下の）ベッド位置についての２つのスキャンが、ＦＯＶ外散乱補正を実施するために使用されるＦＯＶ外減弱マップ及び活性密度の生成に使用され得る。
対照的に、この情報（例えば、ＦＯＶ外減弱マップ及び活性密度）は、一般に、シングルベッドスキャンにおいて利用可能ではない（本明細書で、シングルベッドスキャンという句は、１つのベッド位置におけるスキャンを指す）。本明細書で説明される方法は、この欠点を、シングルベッドスキャンのベッド位置の直前及び直後の拡張位置においてショートスキャンを実施することによって改善する。これらのショートスキャンに基づいて、ＦＯＶ外減弱マップ及び活性密度が生成される。生成されたＦＯＶ外減弱マップ及び活性密度は、ＦＯＶ外散乱補正を実施するために使用され得る。
例えば、脳又は心臓スキャンなどのスキャンは、一般に、有限体軸方向ＦＯＶ（limited axial FOV）（１つ又は２つのベッド位置）に関与する。その場合、ＦＯＶの外側からの放射又は減弱マップ情報はなく、この情報なしにＦＯＶ外散乱補正が実施され得る。
この問題の１つの解決策は、隣接領域の追加の本スキャン及び／又はＣＴスキャンを実施することである。しかしながら、この解決策は両方とも、総ＰＥＴスキャン時間及びＣＴ放射線量を（例えば、１つのベッド位置の代わりに３つのベッド位置がスキャンされるとき、３倍まで）増加させる。
別の可能な解決策は、視野（ＦＯＶ）の外部の活性及び減弱マップを、視野（ＦＯＶ）の内部の既知の活性及び減弱マップからそれらを外挿することによって、決定することである。例えば、視野（ＦＯＶ）の外部の活性及び減弱マップが、エッジスライスにおける値に等しい定数値に設定される、定数値外挿が使用され得る。しかしながら、この可能な解決策は、ＦＯＶの外部の実際の活性及び減弱値への厳密でない近似を生じることになり、特に、ＦＯＶ外の活性がＦＯＶの内部の活性と著しく異なる場合、散乱推定誤差及び定量的なバイアスにつながる。
したがって、好ましい実施形態では、本明細書で説明される方法は、ＦＯＶ外領域に関する情報を収集するためにショートスキャンを使用することによって、ＦＯＶの外部の活性及び減弱値のより良い推定を与える。さらに、本明細書で説明される方法は、依然としてＦＯＶ外散乱補正を可能にしながら、ＦＯＶ外領域に関するこの情報を、それらの領域の本スキャン（ＰＥＴスキャン）及び／又はＣＴスキャンを実施することなしに収集する。
上記に鑑みて、本明細書で説明される方法は、同時に十分に正確なＦＯＶ外散乱推定を与えながら、追加のＰＥＴスキャン時間を低減することと、ＣＴ放射線量を低減することとの有利な効果を有する。本明細書で説明される方法は、以下の３つの手法のうちの１つ又は複数を使用して、これらの有利な効果を達成する。第１の手法では、放射分布及びその後の散乱推定を決定するために、短時間のＰＥＴスキャン（ショートスキャン）が、拡張体軸方向ＦＯＶ（extended axial FOV）において実施される（例えば、ショート３０秒ＰＥＴスキャン）。さらに、拡張体軸方向ＦＯＶにおいて、第１の手法は、拡張体軸方向ＦＯＶにおける減弱マップを決定するための低線量ＣＴスキャンを含む。
第２の手法では、放射密度を決定するために、拡張体軸方向ＦＯＶにおける短時間のＰＥＴスキャン（ショートスキャン）も実施される。減弱マップのアトラス（データベース）に基づいて（例えば、患者のサイズに最も一致するように選択されたアトラスを使用することによって）、拡張体軸方向ＦＯＶにおける減弱マップが推定される。すなわち、撮像視野（ＦＯＶ）の外部の領域（拡張領域）について（すなわち、拡張ＦＯＶにおいて）、放射密度（活性分布とも呼ばれる）はショートスキャンから取得され、減弱マップはアトラスから取得される。
第３の手法では、再び、拡張体軸方向ＦＯＶにおいて短時間のＰＥＴスキャン（ショートスキャン）が実施される。ＰＥＴデータから減弱マップと放射密度の両方を推定するためにジョイント推定方法が使用される。すなわち、ジョイント推定方法は、拡張体軸方向ＦＯＶにおける放射密度と減弱マップとの両方を生成する。
拡張体軸方向ＦＯＶにおけるショートスキャンの使用は、追加のスキャン時間を最小化するとともに、ＰＥＴデータのＴＯＦ性質が、低線量ＣＴスキャンからの減弱誤差を最小化するという利点を有する。ショートスキャンの持続時間は、好ましくは、散乱補正のために十分である近似活性推定を可能にするために十分に長いが、それは、正確なＰＥＴ画像再構成に必要な持続時間（例えば、本スキャンの持続時間）よりも著しく短い。
図３は、（ＦＯＶ内から及びＦＯＶ外から生起する散乱のための）少数ベッド散乱補正についての流れの一例を示す。多くのベッド位置を用いるＰＥＴスキャン（マルチベッドスキャン）では、散乱補正は、各ベッド位置におけるそれぞれのＰＥＴスキャンを使用して実施され得る。第１に、活性及び減弱マップが、各ベッド位置におけるＦＯＶについて散乱補正なしに推定される。
次に、シングルベッド散乱補正（ＦＯＶ内散乱補正）が、各ベッドについて別個に実施される。シングルベッド散乱補正は、そのシングルベッド位置のみに対応する活性及び減弱マップを使用して実施される散乱補正を指す。シングルベッド散乱補正のみを使用して補正されたＰＥＴデータは、１回補正されたデータ（once-corrected data）と呼ばれる。
次に、ＰＥＴスキャンの一端におけるベッド位置（すなわち、ベッド位置「１」）から開始し、ベッド位置「２」における１回補正されたＰＥＴデータに基づいて、ベッド位置「１」においてＦＯＶ外散乱補正が計算され、ベッド位置「１」における２回補正されたＰＥＴデータを生じる。ベッド位置「１」における２回補正されたＰＥＴデータと、ベッド位置「３」（すなわち、ベッド位置「２」に隣接する他のベッド位置）における１回補正されたＰＥＴデータとは、ベッド位置「２」において計算されるＦＯＶ外散乱補正を実施するために使用され、その結果、ベッド位置「２」における２回補正されたＰＥＴデータを生じる。さらに、このプロセスは、ＦＯＶ外散乱補正を実施するために、ベッド位置「２」における２回補正されたＰＥＴデータと、ベッド位置「４」における１回補正されたＰＥＴデータとを使用してベッド位置「３」において進行し、以下、ベッド位置のすべてにおけるＰＥＴデータが２回補正される（すなわち、シングルベッド散乱補正とＦＯＶ外散乱補正の両方が実施される）まで、同様である。
図３中の散乱補正についての流れに示されているように、少数ベッドスキャンは、本スキャンが実施されるｎ－２ベッド位置のＰＥＴデータｅｍｉ（すなわち、ｉ＝｛２，３，．．．，ｎ－１｝についてのＰＥＴデータｅｍｉ）と、拡張領域中の２つのショートスキャンに対応するｉ＝｛１，ｎ｝の場合のＰＥＴデータｅｍｉとを含む。図３では、ｅｍｉは、ｉ番目の位置における補正されていないＰＥＴデータを表す。また、ｅｍｉ’は、ＦＯＶ内散乱補正が実施された、ｉ番目の位置における１回補正されたＰＥＴデータを表す。また、ｅｍｉ”は、ＦＯＶ外散乱補正が実施された、ｉ番目の位置における２回補正されたＰＥＴデータを表す。位置ｉ＝１及びｉ＝ｎは、ショートスキャンが実施される拡張体軸方向ＦＯＶベッド位置である。位置ｉ＝｛２，３，．．．，ｎ－１｝は、本スキャンが実施される少数ベッドスキャン内の位置である。活性及び減弱マップが拡張ＦＯＶについて推定されると、マルチベッドプロトコルに従って散乱補正が進む。第１に、散乱補正なしのＰＥＴデータに基づいて、各ベッドについて別個に、放射分布及び減弱マップが推定される（ｅｍｉによって示される）。第２に、すべてのベッド位置について、シングルベッド散乱補正が実施され、その結果、一連の更新された放射分布が取得される（ｅｍｉ’によって示される）。第３に、更新された放射分布を使用してＦＯＶ外散乱推定が実施され、新しい散乱サイノグラム推定が取得される。これらは、さらに放射分布を更新するために使用される（ｅｍｉ”によって示される）。ＰＥＴ／ＣＴ装置が使用されるとき、散乱推定において使用される減弱マップは、各ベッド位置の対応するＣＴスキャンから取得される。
図４Ａ及び図４Ｂは、シングルベッド位置「Ｂ」におけるＰＥＴスキャンのためのショートスキャンの非限定的な例を示す。図４Ａは、位置「Ａ」（位置「Ｂ」に隣接するか、いくつかの実施例では、それと重複する位置）において、ショートスキャンが実施されることを示す。同様に、図４Ｂは、位置「Ｃ」（位置「Ｂ」に隣接するか、いくつかの実施例では、それと重複する位置）において、ショートスキャンが実施されることを示す。図４Ａ及び図４Ｂでは、ＰＥＴ装置のそれぞれのベッド位置に対応する領域は、文字を使用して標示されるが、図３では、領域は数字を使用して標示される。
さらに、図５では、拡張体軸方向ＦＯＶ領域は、前（anterior）及び後（posterior）の略記である、下付き文字「ａ」及び「ｐ」によって示される。概して、これらの拡張体軸方向ＦＯＶ領域は、｛近位、遠位｝、｛前、後｝及び｛上位、下位｝と様々に呼ばれることがある。図５では、本スキャンＦＯＶにおける補正されていないＰＥＴデータはｅｍｏと標示され、本スキャンＦＯＶの両側（例えば、前及び後）の拡張領域に対応する補正されていないＰＥＴデータは、それぞれ、ｅｍａ及びｅｍｐと標示される。
図５及び図６は、本スキャンのみがシングルベッド位置のみにおいて実施されるとき、散乱補正を実施するためのプロセスのそれぞれのフローチャートを示す。ＰＥＴ装置の体軸方向ＦＯＶが、関心領域（ＲＯＩ）の全体をカバーするとき、ＲＯＩのＰＥＴスキャンが、シングルベッド位置のみを用いて実施され得るため、ＦＯＶ外散乱補正を実施するために用いるＦＯＶの外部のＰＥＴデータを生じないことがある。したがって、ＦＯＶ外散乱推定の精度を改善するために、ショートスキャンが、隣接する領域（拡張領域）中で実施される。図５では、下付き文字「ｐ」及び「ａ」が２つの拡張領域に関するＰＥＴデータを示し、下付き文字「ｏ」がＦＯＶ内ＰＥＴデータを示すものとする。
シングルベッドスキャンのための提案されたＦＯＶ外散乱補正方法が、図５及び図６に示されている。補正されていないＰＥＴデータｅｍｏ、ｅｍａ及びｅｍｐから開始し、シングルベッド散乱補正（ＦＯＶ内散乱補正）を使用してすべてのベッドについての散乱が推定され、それに応じてすべてのベッド位置における活性分布（例えば、ＰＥＴデータ）が更新され、補正されたＰＥＴデータｅｍｏ’、ｅｍａ’及びｅｍｐ’を生成する。次に、減弱マップ及び更新された活性密度は、拡張ＦＯＶ中のＰＥＴデータを補正するために使用され、２回補正されたＰＥＴデータｅｍａ”及びｅｍｐ”を生成する。ＦＯＶ外ベッドについての活性密度ｅｍａ”及びｅｍｐ”と、減弱マップとが、当該のベッド位置についてＦＯＶ外散乱補正を実施するために使用され、２回補正されたＰＥＴデータｅｍｏ”を生成する。
図６は、方法１００が、ステップ１１０において、本スキャンによるＦＯＶ中のＰＥＴデータ（ｅｍｏ）と、ショートスキャンによるＦＯＶ前（ｅｍａ）及びＦＯＶ後（ｅｍｐ）のＰＥＴデータとを取得することから、開始することを示す。
ステップ１２０において、シングルベッド散乱補正（ＦＯＶ内散乱補正）が、ＰＥＴデータのすべてに対して実施され、補正されたＰＥＴデータｅｍｏ’、ｅｍａ’及びｅｍｐ’を生成する。
ステップ１３０において、ＦＯＶ外散乱補正が、前及び後の領域中の１回補正されたＰＥＴデータに対して実施され、２回補正されたＰＥＴデータｅｍａ”及びｅｍｐ”を生成する。
ステップ１４０において、２回補正されたＰＥＴデータｅｍａ”及びｅｍｐ”を使用して、１回補正されたＰＥＴデータｅｍｏ’に対してＦＯＶ外散乱補正が実施され、２回補正されたＰＥＴデータｅｍｏ”を生成する。
図７Ａ、図７Ｂ及び図７Ｃは、散乱補正のための方法１００において使用される、活性密度及び減弱マップを最初に決定するためのステップ１１０を実施するための３つの代替プロセスを示す。
図７Ａでは、ステップ１１０のプロセスは、本スキャンにおいてＦＯＶ中のＰＥＴデータが取得され、ショートスキャンにおいてＦＯＶの外部の拡張体軸方向領域（extended axial region）中のＰＥＴデータが取得される、ステップ１１１から始まる。いくつかの実施例では、拡張体軸方向領域は、それがＦＯＶの外部である領域にも延びる限り、ＦＯＶと部分的に重複することができる。例えば、拡張体軸方向領域中のショートスキャンは、１つの非限定的な実施例によれば、それぞれＦＯＶと５０％の重複を有することができる。
ステップ１１２において、ＦＯＶ中で実施されたＣＴスキャンについてのデータ（投影データ）が取得される。さらに、ＦＯＶ外側の拡張体軸方向領域中で実施された低線量ＣＴスキャンについてのデータ（投影データ）が取得される。ＰＥＴ／ＣＴ装置が使用されるとき、ＦＯＶ中の本スキャン及びＣＴスキャンが同時に実施され得る。さらに、拡張領域中の低線量ＣＴスキャン及びショートスキャンが、同時に実施され得る。
ステップ１１３において、取得されたＰＥＴデータから（放射分布とも呼ばれる）活性密度のマップが生成される。例えば、ＦＯＶ中の活性密度は本スキャンによるＰＥＴデータから再構成され得る。また、ＦＯＶの外部の拡張領域中の活性密度はショートスキャンによるＰＥＴデータから再構成され得る。
ステップ１１４において、取得されたＣＴデータ（投影データ）から減弱のマップが生成される。例えば、ＦＯＶ中の活性密度は、ＦＯＶ中のＣＴデータから再構成され得る。また、ＦＯＶの外部の拡張領域中の減弱マップは、低線量ＣＴデータ（投影データ）から再構成され得る。
図７Ｂでは、ステップ１１０のプロセスは、本スキャンからのＰＥＴデータが、ＦＯＶ中で取得され、ショートスキャンからのＰＥＴデータが、ＦＯＶの外部の拡張体軸方向領域中で取得される、ステップ１１１から始まる。
ステップ１１２’において、ＦＯＶ中で実施されたＣＴスキャンについてのデータが取得される。
ステップ１１３において、取得されたＰＥＴデータから（放射分布とも呼ばれる）活性密度のマップが生成される。例えば、ＦＯＶ中の活性密度は本スキャンによるＰＥＴデータから再構成され得る。また、ＦＯＶの外部の拡張領域中の活性密度はショートスキャンによるＰＥＴデータから再構成され得る。
ステップ１１４’において、取得されたＣＴデータ（投影データ）から減弱のマップが生成される。例えば、ＦＯＶ中の活性密度は、ＣＴデータから再構成され得る。しかしながら、拡張領域についてはＣＴデータがない。したがって、拡張領域中に存在する近似減弱プロファイルを推定するために、アトラス（データベース）が使用される。例えば、いくつかの実施例では、ＦＯＶ中の決定された減弱マップは、患者のサイズ及び位置を決定するために使用され得る。当該減弱マップは、例えば、変動するサイズ及び身体組成の患者についての減弱プロファイルのルックアップテーブル（又は基準ライブラリ）に基づいて、拡張領域中の減弱プロファイル／マップを予測するために使用される。すなわち、拡張体軸方向ＦＯＶ中の減弱マップの推定は、アトラス中の減弱プロファイルのどれが患者のサイズに最もぴったり一致するかに基づき得る。アトラスからの最も近い減弱プロファイルは、拡張領域中の減弱マップを生成するために使用され得る。
図７Ｃでは、ステップ１１０のプロセスは、本スキャンからのＰＥＴデータが、ＦＯＶにおいて取得され、ショートスキャンからのＰＥＴデータが、ＦＯＶの外部の拡張体軸方向領域中で取得される、ステップ１１１から始まる。
ステップ１１５において、ＦＯＶの内部とＦＯＶの外部の両方について減弱マップと活性分布マップの両方を生成するために、ジョイント推定方法がＰＥＴデータに適用される。すなわち、ジョイント推定方法は、活性密度を再構成することに加えて（例えば、それと同時に）、減弱マップを生成する。すなわち、ジョイント推定方法をＦＯＶ中の本スキャンからのＰＥＴデータに適用することが、ＦＯＶ中の減弱マップと活性分布とを生成する。さらに、ジョイント推定方法をショートスキャンからのＰＥＴデータに適用することが、ＦＯＶの外部の減弱マップと活性分布とを生成する。
ステップ１１０の上記の実施例の各々では、ショートスキャンのより短いスキャン持続時間（及び、いくつかの実施例では、低線量ＣＴスキャンのより低い線量）は、本スキャンが実施されるＦＯＶ中よりも低い精度と、乏しい信号対雑音比（ＳＮＲ）とを有する、拡張領域中の減弱マップ及び活性分布を生じる。それにもかかわらず、これらの拡張領域の減弱マップ及び活性分布は、ＦＯＶ外補正を実施するのに十分である。いくつかの実施例では、拡張領域中のこれらのマップのより低い信号対雑音比は、拡張領域中でより粗い空間解像度を使用することによって補償され得る。低線量ＣＴスキャンを使用すること（又は、図７に示されている事例では、ＣＴスキャンを使用しないこと）は、ＦＯＶの外部の追加のスキャンによる放射線曝露を減少させるという利点を有する。
図８Ａ、図８Ｂ及び図８Ｃは、図５Ｂ及び図６に関して本明細書で説明されたように、（ｉ）すべてのベッド位置を含む全身のマルチベッドスキャンと、（ｉｉ）ＦＯＶ外散乱補正なしのシングルベッド再構成と、（ｉｉｉ）ＦＯＶ外散乱補正を用いたシングルベッド再構成とをそれぞれ使用して再構成された、それぞれのＰＥＴ画像のトランスバース（体軸方向）スライスを示す。すなわち、図８Ａは、ＦＯＶ外散乱がフルに補正された、全身における近隣ベッド位置のすべてをスキャンすることから再構成された、ＰＥＴ画像を示す。したがって、これは、比較のためのゴールデンスタンダードと考えられ得る。図８Ｂは、ＦＯＶ外散乱補正が実施されないシングルベッド再構成を使用して再構成されたＰＥＴ画像を示す（例えば、これは、ＦＯＶ外散乱が無視されるワーストケースシナリオを示す）。図８Ｃは、近隣／隣接ベッド位置におけるショートスキャン及び低線量ＣＴスキャンからの活性及び減弱マッピングを使用してＰＥＴデータが補正された再構成を使用して再構成されたＰＥＴ画像を示す。（例えば、ＦＯＶ外散乱は再構成された画像において大部分が補正され、それをフルに補正されたゴールドスタンダードにより近いものとする）。
同様に、図９Ａ、図９Ｂ及び図９Ｃは、図５及び図６に関して本明細書で説明されたように、（ｉ）すべてのベッド位置を含む全身のマルチベッドスキャンと、（ｉｉ）ＦＯＶ外散乱補正なしのシングルベッド再構成と、（ｉｉｉ）ＦＯＶ外散乱補正を用いたシングルベッド再構成とをそれぞれ使用して再構成された、それぞれのＰＥＴ画像の正面（冠状）スライスを示す。これらの図の各々では、丸で囲まれた領域が示され、この丸で囲まれた領域では、（ｉ）図９Ａにおけるマルチベッドスキャン結果について、平均活性密度は２７．７であり、（ｉｉ）図９Ｂにおけるシングルベッドスキャン結果について、平均活性密度は４４．１であり、（ｉｉｉ）図９Ｃにおけるショートスキャン結果について、平均活性密度は２６．５である。したがって、ショートスキャンによって生成されたＦＯＶ外散乱補正がゴールデンスタンダードと良好な一致を生じることが、観測され得る。
上記のように、いくつかの実施例では、本明細書で説明される方法は、本スキャン体積の外部の領域についてＦＯＶ外散乱推定を実施することによって、ただし拡張領域中の本スキャンを実施することなしに、ＰＥＴ撮像において改善された散乱補正を達成する。すなわち、これらの拡張された体積中で本スキャンを実施するのではなく、それぞれのショートスキャンが代わりに実施され得る。これらのショートスキャンは、拡張された体積／領域中の減弱マップを推定するために使用され得る。さらに、これらのショートスキャンは、拡張された体積／領域中の活性密度を推定するために使用され得る。拡張領域中の減弱マップと活性密度との両方が、ＦＯＶ外散乱補正を実施する際に使用される。
いくつかの実施例では、ＰＥＴ撮像プロセスは、（ｉ）関心領域（ＲＯＩ）のための体軸方向ＦＯＶを決定し、ＲＯＩのＣＴスキャン及び本スキャンを収集することと、（ｉｉ）ＲＯＩに隣接する拡張領域中のショートスキャンを実施することとを含む。本スキャンは、十分なカウント統計値を取得するために、あらかじめ決定された持続時間にわたって収集される。
いくつかの実施例では、本明細書で説明される方法は、ＲＯＩに隣接する拡張領域の低線量ＣＴスキャンを実施することを含む。
いくつかの他の実施例では、拡張領域中の低線量ＣＴスキャンの代わりに、拡張領域中の減弱プロファイルが、代替的に、アトラス（データベース）を使用して、又は（ジョイント推定方法とも呼ばれる）ジョイント減弱及び活性推定方法を使用して、推定され得る。
いくつかの実施例では、拡張領域中の収集されたデータは、ＲＯＩのためのＦＯＶに隣接する領域中の活性及び減弱マップの推定を確立するためのみに使用され、拡張領域中のこれらの推定された活性及び減弱マップは、ＦＯＶ外散乱補正のためのみに使用され、ＰＥＴ撮像のために使用されない。
いくつかの実施例では、本明細書で説明される方法は、ＲＯＩに隣接する２つの拡張領域のうち、体軸方向のいずれか一方の拡張領域のショートスキャンが実施されないことを含む。例えば図４Ａに示す例では、ＲＯＩのための視野（ＦＯＶ）、すなわち位置Ｂで本スキャンが実施され、当該ＲＯＩに隣接する拡張領域のための視野（ＦＯＶ）、すなわち位置Ａでショートスキャンが実施される。このとき、図４Ｂに示す位置Ｃでのショートスキャンは実施されなくてもよい。同様に、位置Ｂで実施される本スキャンとともに、図４Ｂに示す位置Ｃでショートスキャンが実施される場合には、図４Ａに示す位置Ａでのショートスキャンは実施されなくてもよい。本実施例は、対象の脳を含む領域にＲＯＩが設定される場合などに適用でき得る。このとき、拡張領域のための視野（拡張体軸方向ＦＯＶ）は、脳に対して首側に設定され得る。ここで説明される方法は、同時に十分に正確なＦＯＶ外散乱推定を与えながら、ＦＯＶの外部の追加のスキャンによる追加のＰＥＴスキャン時間を低減するとの有利な効果を有する。
図１０及び図１１は、矩形検出器モジュールとして各々構成された、いくつかのＧＲＤ（例えば、ＧＲＤ１，ＧＲＤ２～ＧＲＤＮ）を含む、ＰＥＴ装置８００を示す。一実施例によれば、検出器リングは４０個のＧＲＤを含む。別の実施例では、４８個のＧＲＤがあり、ＰＥＴ装置８００のためのより大きいボアサイズを作成するために、より多数のＧＲＤが使用されてもよい。
各ＧＲＤは、ガンマ放射線を吸収しシンチレーション光子を放射する、個々の検出器結晶の２次元アレイを含むことができる。シンチレーション光子は、同じくＧＲＤに配列された光電子増倍管（ＰＭＴ）の２次元アレイによって検出され得る。光ガイドは、検出器結晶のアレイとＰＭＴのアレイとの間に配設され得る。さらに、各ＧＲＤは、様々なサイズのいくつかのＰＭＴを含むことができ、それの各々は、複数の検出器結晶からシンチレーション光子を受信するように配列される。各ＰＭＴは、シンチレーションイベントがいつ発生したかと、検出イベントを生成するガンマ線のエネルギーとを示すアナログ信号を生成することができる。その上、１つの検出器結晶から放射された光子は２つ以上のＰＭＴによって検出され得る。各ＰＭＴにおいて生成されたアナログ信号に基づいて、検出イベントに対応する検出器結晶は、例えば、アンガー論理と結晶復号とを使用して決定され得る。
図１１は、対象物ＯＢＪから放射されたガンマ線を検出するように配列されたガンマ線光子計数検出器（ガンマ線検出器ＧＲＤ）を有するＰＥＴ装置システムの概略図を示す。ＧＲＤは、各ガンマ線検出に対応するタイミング、位置及びエネルギーを測定することができる。一実施例では、図１０及び図１１に示されているように、ガンマ線検出器はリング状に配列される。検出器結晶は、２次元アレイに配列された個々のシンチレータ素子を有するシンチレータ結晶であり得る。シンチレータ素子は、任意の知られているシンチレーティング材料であり得る。ＰＭＴは、シンチレーションイベントのアンガー論理及び結晶復号を可能にするために各シンチレータ素子からの光が複数のＰＭＴによって検出されるように配列され得る。
図１１は、ＰＥＴ装置８００の構成の一例を示す。ここで、撮像（撮影）される対象物ＯＢＪは、ベッド８１６上に載置される。ＧＲＤモジュール（ガンマ線検出器ＧＲＤ１～ガンマ線検出器ＧＲＤＮ）は、対象物ＯＢＪ及びベッド８１６の周りに円周方向に配列される。ガンマ線検出器ＧＲＤは、ガントリー８４０に固定式に接続された円形構成要素８２０に固定式に接続され得る。ガントリー８４０は、ＰＥＴ装置８００の多くの部分を格納する。ＰＥＴ８００のガントリー８４０は、対象物ＯＢＪ及びベッド８１６が通ることができる開放開口をも含み、消滅イベントにより対象物ＯＢＪからそれぞれ反対方向に放射されたガンマ線がＧＲＤによって検出され得る。また、タイミング及びエネルギー情報が、ガンマ線対についての同時計数を決定するために使用され得る。
図１１では、ガンマ線検出データを収集、記憶、処理及び配信するための回路及びハードウェアも示されている。回路及びハードウェアは、プロセッサ８７０と、ネットワークコントローラ８７４と、メモリ８７８と、データ収集システム（ＤＡＳ：data acquisition system）８７６とを含む。ＰＥＴ装置８００は、検出測定結果をＧＲＤから、ＤＡＳ８７６、プロセッサ８７０、メモリ８７８及びネットワークコントローラ８７４にルーティングするデータチャネルをも含む。データ収集システム８７６は、検出器からの検出データの収集、デジタル化及びルーティングを制御することができる。一実施例では、ＤＡＳ８７６は、ベッド８１６の移動を制御する。プロセッサ８７０は、本明細書で説明されたように、方法１００に従って検出データから画像を再構成することと、検出データの前再構成処理と、画像データの後再構成処理とを含む機能を実施する。
プロセッサ８７０は、取得処理と、補正処理と、再構成処理とを含む機能を実施する。取得処理においてプロセッサ８７０は、本スキャンにより得られた本スキャン領域に関するＰＥＴデータと、前記本スキャンのスキャン時間よりも短いスキャン時間を用いるショートスキャンにより得られた、前記本スキャン領域に隣接する拡張領域に関するＰＥＴデータとを取得する。プロセッサ８７０は、例えばＤＡＳ８７６又はメモリ８７８からＰＥＴデータ等を取得する。ここで、本スキャン領域は、例えば対象からの陽電子放射によるガンマ線の同時計数対に関するＰＥＴ装置８００の本スキャンのためのＦＯＶであるが、当該ＦＯＶで得られたデータに設定された関心領域（ＲＯＩ）として定義されても構わない。同様に、拡張領域は、例えば当該ＦＯＶに隣接する領域であるが、当該ＲＯＩに隣接する領域として定義されても構わない。なお、当該拡張領域は、例えば体軸方向に前記本スキャン領域の両側に設けられた２つの領域であるが、体軸方向に前記本スキャン領域のいずれか一方に設けられていてもよい。補正処理においてプロセッサ８７０は、前記拡張領域に関するＰＥＴデータに基づいて、前記本スキャン領域に関するＰＥＴデータに対して前記本スキャン領域外に起因する散乱線を補正する散乱補正（ＦＯＶ外散乱補正）を実施する。再構成処理においてプロセッサ８７０は、前記補正された本スキャン領域に関するＰＥＴデータに基づいて、前記本スキャン領域に関するＰＥＴ画像を再構成する。ここで、取得処理、補正処理及び再構成処理を実施するプロセッサ８７０は、それぞれ、取得部、補正部及び再構成部の一例である。このような構成であれば、シングルベッドスキャンにおける追加のＰＥＴスキャン時間を低減しつつ、ＰＥＴデータにおける本スキャン領域外に起因する散乱線の影響を低減することができる。
プロセッサ８７０は、推定処理をさらに実施する。推定処理においてプロセッサ８７０は、各ＰＥＴデータを検出した領域（本スキャン領域及び／又は拡張領域）内の減弱マップ及び活性分布を推定する。例えば、前記拡張領域に対応する、推定された減弱マップ及び活性分布は、前記本スキャン領域に関する前記散乱補正（ＦＯＶ外散乱補正）に用いられる。ここで、推定処理を実施するプロセッサ８７０は、推定部の一例である。
なお、プロセッサ８７０は、ＰＥＴ装置８００の外部に設けられていてもよい。つまり、プロセッサ８７０を有するコンピュータにより、本明細書で説明された方法１００が実施されてもよい。このとき、プロセッサ８７０を有するコンピュータは、例えばＰＥＴ装置８００のＤＡＳ８７６又はメモリ８７８からＰＥＴデータを取得し、補正処理等を実施する。
プロセッサ８７０は、本明細書で説明された方法１００を実施するように構成され得る。プロセッサ８７０は、特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）、フィールドプログラマブルゲートアレイ（ＦＰＧＡ）又は他の複合プログラマブル論理デバイス（ＣＰＬＤ）などの個別論理ゲートとして動作し得るＣＰＵを含むことができる。ＦＰＧＡ又はＣＰＬＤの実装形態は、ＶＨＤＬ、Ｖｅｒｉｌｏｇ又は任意の他のハードウェア記述言語でコーディングされ得る。コードは、直接ＦＰＧＡ又はＣＰＬＤ内又は別個の電子メモリとしての電子メモリに記憶され得る。さらに、メモリは、ＲＯＭ、ＥＰＲＯＭ、ＥＥＰＲＯＭ（登録商標）又はＦＬＡＳＨメモリなど、不揮発性であり得る。メモリはまた、スタティックＲＡＭ又はダイナミックＲＡＭなど揮発性であり得る。ＦＰＧＡ又はＣＰＬＤとメモリとの間の相互作用のような電子メモリの管理をするために、マイクロコントローラ又はマイクロプロセッサなど、プロセッサが提供され得る。
代替的に、プロセッサ８７０中のＣＰＵは、本明細書で説明された方法１００を実施するコンピュータ読み取り可能な命令（computer-readable instructions）のセットを含むコンピュータプログラムを実行することができ、プログラムは、上記で説明された非一時的電子メモリ及び／又はハードディスクドライブ、ＣＤ、ＤＶＤ、ＦＬＡＳＨドライブ又は任意の他の知られている記憶媒体のいずれかに記憶される。さらに、コンピュータ読み取り可能な命令は、米国のＩｎｔｅｌからのＸｅｏｎプロセッサ又は米国のＡＭＤからのＯｐｔｅｒｏｎプロセッサなどのプロセッサと、Ｍｉｃｒｏｓｏｆｔ ＶＩＳＴＡ、ＵＮＩＸ（登録商標）、Ｓｏｌａｒｉｓ、ＬＩＮＵＸ（登録商標）、Ａｐｐｌｅ、ＭＡＣ－ＯＳなどのオペレーティングシステム及び他のオペレーティングシステムとともに実行する、ユーティリティアプリケーション、バックグラウンドデーモン又はオペレーティングシステムの構成要素やそれらの組合せとして提供され得る。さらに、ＣＰＵは、命令を実施するために並列に協働的に動作する複数のプロセッサとして実装され得る。
一実施例では、再構成された画像は、ディスプレイ上に表示され得る。ディスプレイは、ＬＣＤディスプレイ、ＣＲＴディスプレイ、プラズマディスプレイ、ＯＬＥＤ、ＬＥＤ又は当技術分野において知られている他のディスプレイであり得る。
メモリ８７８は、当技術分野において知られているハードディスクドライブ、ＣＤ－ＲＯＭドライブ、ＤＶＤドライブ、ＦＬＡＳＨドライブ、ＲＡＭ、ＲＯＭ又は他の電子記憶装置であり得る。メモリ８７８は、本明細書で説明された方法１００をプロセッサ８７０に実施させるコンピュータ読み取り可能な命令のセットを含むコンピュータプログラムを記憶していてもよい。
米国のＩｎｔｅｌ ＣｏｒｐｏｒａｔｉｏｎからのＩｎｔｅｌ Ｅｔｈｅｒｎｅｔ（登録商標） ＰＲＯネットワークインターフェースカードなどのネットワークコントローラ８７４は、ＰＥＴイメージャの様々な部分間をインターフェースすることができる。さらに、ネットワークコントローラ８７４は、外部ネットワークとインターフェースすることもできる。諒解され得るように、外部ネットワークは、インターネットなどの公衆ネットワークやＬＡＮ又はＷＡＮネットワークなどのプライベートネットワーク、それらの任意の組合せであり得る。また、当該外部ネットワークは、ＰＳＴＮ又はＩＳＤＮサブネットワークを含むこともできる。外部ネットワークはまた、イーサネット（登録商標）ネットワークなど、有線であり得るか、又はＥＤＧＥ、３Ｇ及び４Ｇワイヤレスセルラーシステムを含むセルラーネットワークなどの無線であり得る。無線のネットワークはまた、ＷｉＦｉ（登録商標）、Ｂｌｕｅｔｏｏｔｈ（登録商標）、又は知られている通信の任意の他の無線形態であり得る。
以上説明した少なくとも１つの実施形態によれば、ＦＯＶ外散乱線の影響を低減することができる。
上記説明において用いた「プロセッサ」という文言は、例えば、ＣＰＵ、ＧＰＵ、特定用途向け集積回路（Application Specific Integrated Circuit：ＡＳＩＣ）、プログラマブル論理デバイス（Programmable Logic Device：ＰＬＤ）等の回路を意味する。ＰＬＤは、単純プログラマブル論理デバイス（Simple Programmable Logic Device：ＳＰＬＤ）、複合プログラマブル論理デバイス（Complex Programmable Logic Device：ＣＰＬＤ）、フィールドプログラマブルゲートアレイ（Field Programmable Gate Array：ＦＰＧＡ）を含む。プロセッサは記憶回路に保存されたプログラムを読み出し実行することで機能を実現する。プログラムが保存された記憶回路は、コンピュータ読取可能な非一時的記録媒体である。なお、記憶回路にプログラムを保存する代わりに、プロセッサの回路内にプログラムを直接組み込むよう構成しても構わない。この場合、プロセッサは回路内に組み込まれたプログラムを読み出し実行することで機能を実現する。また、プログラムを実行するのではなく、論理回路の組合せにより当該プログラムに対応する機能を実現してもよい。なお、本実施形態の各プロセッサは、プロセッサごとに単一の回路として構成される場合に限らず、複数の独立した回路を組み合わせて１つのプロセッサとして構成し、その機能を実現するようにしてもよい。さらに、図１１における複数の構成要素を１つのプロセッサへ統合してその機能を実現するようにしてもよい。
本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。
８００…陽電子放射断層撮像（ＰＥＴ）装置、
８１６…ベッド、
８２０…円形構成要素、
８４０…ガントリー、
８７０…プロセッサ（取得部、補正部、再構成部、推定部）、
８７４…ネットワークコントローラ、
８７６…データ収集システム（ＤＡＳ）、
８７８…メモリ、
ＧＲＤ１～ＧＲＤＮ…ガンマ線検出器（複数の検出素子）。
８１６…ベッド、
８２０…円形構成要素、
８４０…ガントリー、
８７０…プロセッサ（取得部、補正部、再構成部、推定部）、
８７４…ネットワークコントローラ、
８７６…データ収集システム（ＤＡＳ）、
８７８…メモリ、
ＧＲＤ１～ＧＲＤＮ…ガンマ線検出器（複数の検出素子）。
Claims (22)
- 本スキャンにより得られた本スキャン領域に関する画像再構成前のＰＥＴデータと、前記本スキャンのスキャン時間よりも短いスキャン時間を用いるショートスキャンにより得られた、前記本スキャン領域に隣接する拡張領域に関する画像再構成前のＰＥＴデータとを取得する取得部と、
前記拡張領域に関するＰＥＴデータに基づいて、前記本スキャン領域に関するＰＥＴデータに対して前記本スキャン領域外に起因する散乱線を補正する散乱補正を実施する補正部と、
前記補正された本スキャン領域に関するＰＥＴデータに基づいて、前記本スキャン領域に関するＰＥＴ画像を再構成する再構成部と
を具備する医用画像処理装置。 - 前記拡張領域は、前記本スキャン領域の両側に設けられた２つの領域である、請求項１に記載の医用画像処理装置。
- 前記補正部は、前記拡張領域に対応する減弱マップ及び活性分布にさらに基づいて、前記本スキャン領域に関する散乱補正を実施する、請求項１又は２に記載の医用画像処理装置。
- 前記補正部は、前記本スキャン領域に関する散乱補正を実施する前に、前記本スキャン領域に対応する減弱マップ及び活性分布に基づいて、前記拡張領域に関するＰＥＴデータに対して前記拡張領域外に起因する散乱線を補正する散乱補正をさらに実施し、
前記拡張領域に関する散乱補正は、前記拡張領域に対応する活性分布の補正を含む、
請求項３に記載の医用画像処理装置。 - 前記補正部は、前記各領域に関する活性分布及び減弱マップに基づいて、前記各領域の外部からの散乱を推定することにより、前記各領域に関する散乱補正を実施する、請求項３に記載の医用画像処理装置。
- 前記補正部は、前記各領域に関する散乱補正を実施する前に、前記各領域に対応する減弱マップ及び活性分布に基づいて、前記各ＰＥＴデータに対して各領域内に起因する散乱線を補正する散乱補正をさらに実施し、
前記各領域内に関する散乱補正は、前記各領域に対応する活性分布の補正を含む、
請求項３に記載の医用画像処理装置。 - 前記補正部は、前記各領域内の減弱マップ及び活性分布に基づいて、前記各領域の内部からの散乱を推定することにより、前記各領域内に関する散乱補正を実施する、請求項６に記載の医用画像処理装置。
- 推定部をさらに備え、
前記取得部は、前記本スキャン領域に関する、ＣＴ装置において検出されたＸ線を表す投影データをさらに取得し、
前記推定部は、前記本スキャン領域に関する投影データから再構成されるＣＴ画像に基づいて、前記本スキャン領域に対応する減弱マップを推定する、
請求項３に記載の医用画像処理装置。 - 前記取得部は、前記本スキャン領域に関する投影データよりも小さい線量を用いて前記拡張領域に関して実施される低線量ＣＴスキャンにおいて検出されたＸ線を表す投影データをさらに取得し、
前記推定部は、前記拡張領域に関する投影データから再構成されるＣＴ画像に基づいて、前記拡張領域に対応する減弱マップを推定する、
請求項８に記載の医用画像処理装置。 - 前記推定部は、前記本スキャン領域に対応する減弱マップに基づいて、減弱マップのデータベースから、前記ＰＥＴデータが収集された対象に一致する減弱マップを選択することにより、前記拡張領域に対応する減弱マップを推定する、請求項８に記載の医用画像処理装置。
- 前記各領域に関するＰＥＴデータから、前記各領域内の活性分布とともに前記各領域内の減弱マップをジョイント推定するジョイント推定方法を使用することにより、前記各領域に対応する減弱マップを推定する推定部をさらに備える、請求項３に記載の医用画像処理装置。
- 減弱マップのデータベースから、前記ＰＥＴデータが収集された対象に一致する減弱マップを選択することにより、前記各領域に対応する減弱マップを推定する推定部をさらに備える、請求項３に記載の医用画像処理装置。
- 対象から放射されたガンマ線の同時計数対を検出する複数の検出素子と、
本スキャン領域に関する本スキャンにおいて前記複数の検出素子により検出された前記本スキャン領域に関する画像再構成前のＰＥＴデータと、前記本スキャンのスキャン時間よりも短いスキャン時間を用い、前記本スキャン領域に隣接する拡張領域に関するショートスキャンにおいて前記複数の検出素子により検出された前記拡張領域に関する画像再構成前のＰＥＴデータとを取得する取得部と、
前記拡張領域に関するＰＥＴデータに基づいて、前記本スキャン領域に関するＰＥＴデータに対して前記本スキャン領域外に起因する散乱線を補正する散乱補正を実施する補正部と、
前記補正された本スキャン領域に関するＰＥＴデータに基づいて、前記本スキャン領域に関するＰＥＴ画像を再構成する再構成部と、
前記再構成されたＰＥＴ画像を表示するように構成されたディスプレイと
を具備する陽電子放射断層撮像装置。 - 本スキャンにより得られた本スキャン領域に関する画像再構成前のＰＥＴデータと、前記本スキャンのスキャン時間よりも短いスキャン時間を用いるショートスキャンにより得られた、前記本スキャン領域に隣接する拡張領域に関する画像再構成前のＰＥＴデータとを取得することと、
前記拡張領域に関するＰＥＴデータに基づいて、前記本スキャン領域に関するＰＥＴデータに対して前記本スキャン領域外に起因する散乱線を補正する散乱補正を実施することと、
前記補正された本スキャン領域に関するＰＥＴデータに基づいて、前記本スキャン領域に関するＰＥＴ画像を再構成することと
を含む医用画像処理方法。 - 前記拡張領域は、前記本スキャン領域の両側に設けられた２つの領域である、請求項１４に記載の医用画像処理方法。
- 前記本スキャン領域に関する散乱補正は、前記拡張領域に対応する減弱マップ及び活性分布にさらに基づいて実施される、請求項１４又は１５に記載の医用画像処理方法。
- 前記本スキャン領域に関する散乱補正を実施する前に、前記本スキャン領域に対応する減弱マップ及び活性分布に基づいて、前記拡張領域に関するＰＥＴデータに対して前記拡張領域外に起因する散乱線を補正する散乱補正を実施することをさらに含み、
前記拡張領域に関する散乱補正は、前記拡張領域に対応する活性分布の補正を含む、
請求項１６に記載の医用画像処理方法。 - 前記各領域に関する散乱補正を実施する前に、前記各領域に対応する減弱マップ及び活性分布に基づいて、前記各ＰＥＴデータに対して各領域内に起因する散乱線を補正する散乱補正を実施することをさらに含み、
前記各領域内に関する散乱補正は、前記各領域に対応する活性分布の補正を含む、
請求項１６に記載の医用画像処理方法。 - 前記本スキャン領域に関する、ＣＴ装置において検出されたＸ線を表す投影データを取得することと、
前記本スキャン領域に関する投影データから再構成されるＣＴ画像に基づいて、前記本スキャン領域に対応する減弱マップを推定することと
をさらに含む、請求項１６に記載の医用画像処理方法。 - 前記各領域に関するＰＥＴデータから、前記各領域内の活性分布とともに前記各領域内の減弱マップをジョイント推定するジョイント推定方法を使用することにより、前記各領域に対応する減弱マップを推定することをさらに含む、請求項１６に記載の医用画像処理方法。
- 減弱マップのデータベースから、前記ＰＥＴデータが収集された対象に一致する減弱マップを選択することにより、前記各領域に対応する減弱マップを推定することをさらに含む、請求項１６に記載の医用画像処理方法。
- 請求項１８に記載の前記医用画像処理方法をコンピュータに実行させる医用画像処理プログラム。
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