KR20140037780A - 움직이는 피검체의 ｐｅｔ 이미지 데이터 레코드를 생성하기 위한 방법 및 그를 위한 설비 - Google Patents
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Abstract
움직이는 피검체의 PET 이미지 데이터 레코드를 생성하기 위한 방법 및 그를 위한 설비
본 발명은 적어도 부분적으로 움직이는 피검체(5)의 PET 이미지 데이터 레코드 또는 SPECT 이미지 데이터 레코드를 생성하기 위한 방법으로서, 적어도 하나의 제1 PET 시작 이미지 데이터 레코드(P1) 또는 하나의 제1 SPECT 시작 이미지 데이터 레코드를 기록 또는 계산하는 단계; 해부학적 특징들을 영상화하는 영상화 설비로 적어도 하나의 제1 해부 이미지 데이터 레코드(M1, R1)를 기록하는 단계; 해부학적 특징들을 영상화하는 영상화 설비로 적어도 하나의 제2 해부 이미지 데이터 레코드(M2, R2)를 기록하는 단계; 제1 및 제2 해부 이미지 데이터 레코드로부터 적어도 하나의 변환 요건(T12, T13,...,T1n)을 결정하는 단계; 적어도 하나의 변환 요건(T12, T13, ...,T1n)을 PET 시작 이미지 데이터 레코드(P1) 또는 SPECT 시작 이미지 데이터 레코드에 각각 적용함으로써 적어도 하나의 PET 이미지 데이터 레코드(P2) 또는 하나의 SPECT 이미지 데이터 레코드를 생성하는 단계를 포함하는 방법에 관한 것이다.
본 발명은 또한 적어도 하나의 PET 이미지 데이터 레코드(P2) 또는 하나의 SPECT 이미지 데이터 레코드를 생성하기 위한 영상화 설비로서, 해부학적 특징들을 영상화하는 영상화 설비, 특히 자기 공명 설비 또는 X-레이 설비 또는 컴퓨터 단층촬영 설비 또는 초음파 설비, PET 설비 또는 SPECT 설비, 및 제어 설비를 포함하는 영상화 설비에 관한 것이다.
본 발명은 적어도 부분적으로 움직이는 피검체(5)의 PET 이미지 데이터 레코드 또는 SPECT 이미지 데이터 레코드를 생성하기 위한 방법으로서, 적어도 하나의 제1 PET 시작 이미지 데이터 레코드(P1) 또는 하나의 제1 SPECT 시작 이미지 데이터 레코드를 기록 또는 계산하는 단계; 해부학적 특징들을 영상화하는 영상화 설비로 적어도 하나의 제1 해부 이미지 데이터 레코드(M1, R1)를 기록하는 단계; 해부학적 특징들을 영상화하는 영상화 설비로 적어도 하나의 제2 해부 이미지 데이터 레코드(M2, R2)를 기록하는 단계; 제1 및 제2 해부 이미지 데이터 레코드로부터 적어도 하나의 변환 요건(T12, T13,...,T1n)을 결정하는 단계; 적어도 하나의 변환 요건(T12, T13, ...,T1n)을 PET 시작 이미지 데이터 레코드(P1) 또는 SPECT 시작 이미지 데이터 레코드에 각각 적용함으로써 적어도 하나의 PET 이미지 데이터 레코드(P2) 또는 하나의 SPECT 이미지 데이터 레코드를 생성하는 단계를 포함하는 방법에 관한 것이다.
본 발명은 또한 적어도 하나의 PET 이미지 데이터 레코드(P2) 또는 하나의 SPECT 이미지 데이터 레코드를 생성하기 위한 영상화 설비로서, 해부학적 특징들을 영상화하는 영상화 설비, 특히 자기 공명 설비 또는 X-레이 설비 또는 컴퓨터 단층촬영 설비 또는 초음파 설비, PET 설비 또는 SPECT 설비, 및 제어 설비를 포함하는 영상화 설비에 관한 것이다.
Description
본 발명은 적어도 부분적으로 움직이는 피검체의 PET 이미지 데이터 레코드를 생성하기 위한 방법에 관한 것이다.
양전자 방출 단층촬영(약칭 PET : positron-emission-tomography)은 피검체 내의 방사성 물질의 분포가 표현될 수 있게 하는 영상화 방법이다. PET에서, 양전자를 방출하는 방사성 핵종이 이용되는데, 여기에서 측정 데이터의 기록을 위해 피검체의 주위에 검출기 링이 배치된다. 방출된 양전자가 전자와 함께 소멸되면, 2개의 광자가 방출되며, 이들은 서로로부터 반대 방향으로 멀어져간다. 지정된 기간 내에 2개의 광자가 검출기 링에 의해 취득되면, 이것은 동시발생(coincidence), 따라서 소멸 이벤트로 평가된다. 광자들은 출발 지점으로부터 시작하여 서로로부터 멀어져 가므로, 검출기들을 연결한 선은 "응답 라인(line of response)"(약칭 LOR)이라고 지칭된다.
그러므로, 검출된 하나의 개별적인 소멸 이벤트는 여전히 공간 분해된 정보(space-resolved information)를 제공하지 않는다. 오직 복수의 소멸 이벤트의 검출, 및 이러한 방식으로 검출된 복수의 라인의 중첩에 의해서만, PET 이미지 데이터 레코드가 생성될 수 있다.
이러한 상황에서, 이용되는 방사성 핵종의 방사능과 PET 이미지 데이터 레코드의 생성을 위한 시간 기간 사이에 연관이 존재한다. 피검체인 환자에의 방사능 부담을 낮게 유지하기 위해, 약한 방사성 물질이 이용된다. 결과적으로, PET 이미지 데이터 레코드의 기록을 위한 측정 시간은 약 1분이다. 그러므로, PET 이미지 데이터 레코드는 "실시간"으로 표현될 수 없다. "실시간 영상화"라는 용어는 움직임의 표현을 의미하는 것으로 이해되며, 여기에서 움직임의 유형은 시간 슬롯을 결정하며, 이 시간 슬롯 내에서 수 개의 이미지 데이터 레코드가 기록되어야 한다.
이러한 상황에서, 실제 실시간 영상화(actual real-time imaging)와 의사 실시간 영상화(pseudo-real-time imaging)의 구별이 이루어져야 한다. 실제 실시간 영상화에서는 지정된 시간 슬롯 내에서 수 개의 영상화 데이터 레코드가 기록되고, 의사 실시간 영상화에서는 이미지 데이터 레코드의 일부만이 기록된다. 의사 실시간 영상화의 예는 쥐의 심장의 고해상도 자기 공명 단층촬영(MRT)이다. 600 1/min의 심박수로는, 현재 상태의 기술분야로, 예를 들어 주기적인 심장의 움직임의 단 하나의 사이클 내에서 5개 이상의 완전한 플래시 이미지 데이터 레코드가 기록되는 것이 가능하지 않다. 따라서, 심장의 움직임은 EKG를 이용하여, R-파(R-wave)와 같은 EKG 신호의 특정 섹션의 함수로서 취득되고, 트리거 신호가 생성되며, 플래시 이미지 데이터 레코드마다 하나 이상의 k-스페이스 라인이 기록된다.
그러므로, 이미지 데이터 레코드들의 완전한 유닛의 기록은 수 분간 지속한다. 그럼에도 불구하고, 항상 필요한 단계인 측정 데이터의 사후 처리 단계들 후에, 쥐의 심장의 전체 움직임에 관한 정보가 이용가능하고, 심장 박동의 위상들은 복수의 MR 이미지 데이터 레코드로 표현된다.
실제 실시간 영상화에서, 지정된 시간 슬롯 내에 수 개의 이미지 데이터 레코드가 취득된다. 예를 들어, 피검체의 내장(internal organs)의 움직임은 자기 공명 검사의 프레임워크 내에서 TrueFisp 영상화에 의해 표현된다. 이러한 영상화 양식의 다른 급속 영상화 기법은 EPI, FLASH, HASTE 및 PROPELLER이다. 이러한 상황에서, 스핀 에코 기반 방법들은 바람직하게는 공기를 포함하는 조직에서 이용되고, 그레디언트 에코 기반 방법들은 균질 조직에서 이용된다.
DE 102 31 061 A1으로부터, PET 이미지 데이터 레코드 내의 움직임 아티팩트들이 감소되게 하는 방법이 알려져 있다. 이 상황에서, PET 이미지 데이터 레코드의 측정 데이터가 수 개의 자기 공명 또는 컴퓨터 단층촬영 이미지 데이터 레코드에 기초하여 움직임 정정된다. 그러나, PET 이미지 데이터 레코드의 실시간 표현은 개시되지 않는다.
본 발명은 낮은 방사능 부담을 유지하면서도 시간 분해능이 증가된 PET 이미지 데이터 레코드 또는 SPECT 이미지 데이터 레코드의 결정 및 표현을 가능하게 하는 방법 및 설비를 제공한다는 목적에 기반을 둔다.
이 목적은 본 발명에 따라, 청구항 1에 청구된 대로 PET 이미지 데이터 레코드 또는 SPECT 이미지 데이터 레코드를 생성하는 방법에 의해 달성된다. 본 발명의 다른 유리한 전개들은 종속항들의 주제이다.
이하에서, PET 이미지 데이터 레코드에 관해서만 설명이 이루어진다. 그러나, 그것은 SPECT 이미지 데이터 레코드에 관해서도 마찬가지로 적용된다.
본 발명에 따르면, PET 시작 이미지 데이터 레코드 및 해부 이미지 데이터 레코드(anatomy image data record)가 먼저 기록된다. 이러한 상황에서, "이미지 데이터 레코드의 기록"이라는 용어는 영상화 형태들 중 하나에 대응하는 검출기에 의해 측정 데이터 또는 미가공 데이터라고도 지칭되는 신호를 기록하고, 그것을 적어도 휘발성 메모리에 저장하고, 방법의 적절한 사후 처리를 한 후, 그것을 표현하거나 저장하는 것을 의미한다. 자기 공명 영상화 프레임워크 내에서의 사후 처리 단계는 예를 들어 측정 데이터의 정렬(sorting), 측정 데이터 또는 정렬된 측정 데이터 각각의 푸리에 변환, 또는 제로 필링(zero-filling)이라고 지칭되는 것이다.
PET 시작 이미지 데이터 레코드 및 제1 해부 이미지 데이터 레코드의 기록을 위한 단계들은 시간적인 순서에 있어서 상호교환가능하며, 특히 동시에 일어날 수도 있다.
이러한 상황에서, 해부 이미지 데이터 레코드는 해부학적 영상화 양식(anatomical imaging modality)이라고도 지칭되는 적절한 영상화 양식으로 기록된다. 이것은 예를 들어 자기 공명 설비 또는 컴퓨터 단층촬영 설비 또는 X-레이 설비 또는 초음파 설비를 포함할 수 있다. 전제 조건은 영상화 양식이 PET 영상화와 비교하여 필적할만한 공간 분해능과 함께 높은 시간 분해능을 허용한다는 것이다. 그것은 적어도 변환 요건(transformation requirements)의 결정을 허용해야 한다.
그러므로, 해부학적 영상화 양식에서, 개선된 시간 분해능, 특히 실시간 영상화가 실현될 수 있다. 이 시간 분해능을 PET 이미지 데이터 레코드에 전이(transfer)할 수 있게 하기 위해, 제1 해부 이미지 데이터 레코드 이후에, 제2 해부 이미지 데이터 레코드가 기록된다. 이러한 상황에서, 제1 해부 이미지 데이터 레코드는 임의의 원하는 방법으로, 특히 낮은 시간 분해능으로 기록될 수 있다. 어느 시점에서 주기적인 움직임이 기록되었는지만 알면 된다. 대안적으로, 제1 해부 이미지 데이터 레코드는 움직이지 않은 피검체 또는 피검체의 움직이지 않은 부분에 대해 기록될 수 있다.
제1 해부 이미지 데이터 레코드를 시작점으로 하면, 제2 해부 이미지 데이터 레코드에 의해 움직임 정보 항목이 결정될 수 있고, 그에 기인하여 하나 이상의 변환 요건이 결정될 수 있다. 특히, 적어도 해부 이미지 데이터 레코드들의 한 영역에서, 모든 이미지 요소에 대해 개별 변환 요건이 결정될 수 있다. 대안적으로, 제1 또는 제2 해부 이미지 데이터 레코드는 세그먼트로 나누어질 수 있고, 임의의 원하는 세그먼트에 대하여 변환 요건이 결정될 수 있다. 통상적으로, 이미지 요소들은 픽셀이라고도 지칭된다.
변환 요건은 2차원 또는 3차원 이상의 수치 벡터인데, 이것은 제1 해부 이미지 데이터 레코드로부터 시작하여 이미지 요소가 얼마나 움직였는지를 나타낸다. 제1 해부 이미지 데이터 레코드로서, PET 시작 이미지 데이터 레코드가 기록된 시점 또는 위치에서의 피검체를 보여주는 임의의 해부 이미지 데이터 레코드가 이용될 수 있다. 이 경우, 주기적인 움직임과 불규칙한 움직임의 구별이 이루어져야 한다. 주기적인 움직임은 예를 들어 피검체의 심장 박동 또는 호흡에 의해 야기된다. 불규칙적인 움직임은 특히, 예를 들어 피검체가 수용되어 있는 카우치의 움직임으로 인한 피검체 전체의 움직임이다.
주기적인 움직임과 관련하여, 이하에서는 박동 중인 심장의 예가 다시 참조된다. 심장의 움직임은 2개의 주요 섹션, 즉 수축기 및 이완기로 세분된다. 수축기에서, 심근이 수축하고, 혈액이 심장 밖으로 내보내진다. 이완기 동안에는 반대로 혈액이 심장 안으로 흘러들어온다. 수축기의 지속기간은 비교적 일정한 반면에, 이완기의 지속기간은 심박수의 변화에 따라 달라진다. 유출 위상(outflow phase)의 시작은 EKG 내에서 R-파와 상호관련이 있으므로, 트리거를 위한 마커로서 이용될 수 있다. 일정한 심박수에서, 이완기와 수축기는 일관된 변화를 나타낸다. 예를 들어 R-파 또는 주기적인 심장 움직임의 특정 시점을 나타내는 임의의 다른 마커를 시작점으로 하여, 심장 움직임의 임의의 시점에서, 심장을 영상화하는 이미지 데이터 레코드가 결정되거나 측정될 수 있다. 특히, 수축기의 시작 전에 제1 해부 이미지 데이터 레코드가, 그리고 수축기의 종료 시에 제2 해부 이미지 데이터 레코드가 측정 또는 계산될 수 있다. 다음으로, 제1 및 제2 해부 이미지 데이터 레코드로부터, 특정 이미지 요소, 또는 수 개의 이미지 요소를 갖는 미리 결정된 영역이 어떻게 변했는지를 나타내는 정보 항목을 포함하는 임의의 원하는 개수의 변환 요건이 도출될 수 있다. 박동하는 심장의 경우에서, 변환 요건의 생성이 특히 요구되고 있는데, 왜냐하면 심장의 크기 변화뿐만 아니라 병진(translational) 및 회전 움직임도 고려되어야 하기 때문이다.
변환 요건이 결정되고 나면, 그것은 PET 시작 이미지 데이터 레코드에 적용된다. 그러므로, 이러한 상황에서, 수행된 움직임이 PET 시작 이미지 데이터 레코드에 전이될 수 있도록 변환 요건이 이용되게 하기 위해, PET 시작 이미지 데이터 레코드 및 제1 해부 이미지 데이터 레코드는 주기적 움직임의 동일한 시점에서 피검체를 표현해야만 한다. 이러한 방식으로, 해부학적 특징들을 영상화하고 있는 영상화 설비의 높은 시간 해상도가 PET 이미지 데이터 레코드에 전이될 수 있다.
의사 실시간 영상화의 경우에서, 해부 이미지 데이터 레코드들의 완전한 집합이 기록될 수 있다. 중재 시술(interventional procedure)의 수행에서 해부 이미지 데이터 레코드들이 이용되어야 하는 것으로 의도되는 경우, 해부 이미지 데이터 레코드들의 제1 집합이 중재 시작 전에 기록될 수 있고, 중재 동안 다른 레코드들이 기록될 수 있다. 해부 이미지 데이터 레코드들 중 하나가 제1 해부 이미지 데이터 레코드로서 결정될 수 있고, 그러면, 집합의 다른 해부 이미지 데이터 레코드들은 제2 해부 이미지 데이터 레코드들이다.
제1 해부 이미지 데이터 레코드로부터 시작하여, 모든 제2 해부 이미지 데이터 레코드에 대하여, 적어도 하나의 변환 요건이 결정된다는 점에서 변환 요건이 결정된다. 이들 변환 요건은 PET 시작 이미지 데이터 레코드에 적용되고, 이러한 방식으로, 의사 실시간 PET 이미지 데이터 레코드의 집합인 PET 이미지 데이터 레코드의 집합이 취득된다. 일관된 제1 해부 이미지 데이터 레코드로부터 시작하여, 변환 요건의 결정은 이하에서 변환 요건의 완전한 계산(complete calculation of a transformation requirement)이라고 지칭된다.
대안적인 실시예에서, 여기에서 주기적 움직임의 시간 순서로 연속하여 뒤따르는 2개의 해부 이미지 데이터 레코드로 시작된다는 점에서 적어도 하나의 변환 요건이 취득되고, 적어도 하나의 변환 요건이 결정된다. 다음으로, 모든 해부 이미지 데이터 레코드 및 다음의 해부 이미지 데이터 레코드에 대하여 적어도 하나의 변환 요건이 결정될 때까지, 모든 해부 이미지 데이터 레코드에서 이것이 반복된다. 따라서, 모든 해부 이미지 데이터 레코드가 한번은 제1 해부 이미지 데이터 레코드이고, 한번은 제2 해부 이미지 데이터 레코드이다. 이 경우에서, 최초 측정된 PET 시작 이미지 데이터 레코드로부터 시작하여, 각각의 새롭게 계산된 PET 이미지 데이터 레코드가 새로운 PET 시작 이미지 데이터 레코드로 된다. 변환 요건을 계산하는 이러한 방식은 이하에서 연속 계산이라고 지칭된다.
또한, 실제 실시간 영상화에서는, 수 개의 제2 해부 이미지 데이터 레코드의 기록으로, 제1 해부 이미지 데이터 레코드로부터 시작하여 완전하게 또는 연속적으로 변환 요건들이 결정되는 것도 가능하다.
바람직하게는, 제1 해부 이미지 데이터 레코드와 제2 해부 이미지 데이터 레코드의 탄성 등록(elastic registration)에 의해 적어도 하나의 변환 요건이 발생할 수 있다. 탄력적 이미지 레지스트레이션 방법에서는, 복잡한 국지적 왜곡이 특히 잘 결정될 수 있다.
특히 유리하게, 각각의 경우에서 제1 및 제2 해부 이미지 데이터 레코드의 부분 섹션이 적어도 하나의 변환 요건의 결정을 위해 이용될 수 있다. 이러한 상황에서, 당연히 전제조건은 항상 해부 이미지 데이터 레코드들이 적어도 피검체의 검사 영역을 표현하며 그로부터 PET 영상화를 위한 PET 신호가 도출되는 영역을 영상화한다는 것이이다. 그렇지 않으면, 변환 요건의 결정, 또는 PET 시작 이미지 데이터 레코드에의 전이는 가능하지 않을 것이다. 이러한 상황에서, 예를 들어 자기 공명 영상화에서는, 이미지 생성에서의 겹침(folding)을 피하기 위해, 피검체의 전체 단면이 스캔될 필요가 있다. 따라서, PET 신호가 기대되는 피검체의 부분 주위의 큰 영역이 항상 기록된다. 그러나, 해부 이미지 데이터 레코드로부터의 변환 요건의 결정은 PET 시작 이미지 데이터 레코드가 신호를 나타내는 영역에 대해서만 필요하다. 따라서, PET 시작 이미지 데이터 레코드로부터 시작하여, "관심 영역(ROI: region of interest)"이라고 지칭되는 것이 제1 해부 이미지 데이터 레코드 내에서 결정될 수 있고, 그에 대해 변환 요건들이 결정되어야 한다.
이러한 상황에서, 부분 영역의 경계를 정하기 위해, PET 시작 이미지 데이터 레코드의 신호 강도에 대한 임계값이 지정될 수 있다.
바람직하게는, 부분 영역은 제1 및/또는 제2 해부 이미지 데이터 레코드로부터 자동적으로 결정될 수 있다. 특정 장기(organ)가 검사될 것이 의도된다면, 입력 설비에 의해 그것을 입력하고, 패턴 인식 알고리즘을 이용함으로써, 해부 이미지 데이터 레코드 내에서 그 장기가 자동적으로 분리될 수 있다. 또한, 이 정보는 최적화된 탄력정 레지스트레이션 방법의 이용을 허용하는데, 이것은 피검체의 각 장기에 대한 변환 요건의 결정 전에, 예를 들어 최적화된 시작값 집합으로 시작될 수 있다.
이러한 상황에서, 물론, 검사되는 장기의 선택을 제외하고, 설명된 방법 단계들, 계산들 및 측정들 전부는 적어도 하나의 제어 설비의 도움을 받아서 수행되는 것으로 가정된다.
바람직하게는, PET 시작 이미지 데이터 레코드는 움직임 정정된 측정 데이터로부터 결정될 수 있다. 시작부에서 이미 설명된 바와 같이, 스미어링(smearing) 형태의 움직임 아티팩트를 최소화하기 위해, 측정 또는 미가공 데이터를 움직임 정정의 PET 측정에 종속시키는 원리가 알려져 있다. 이 방법은 움직임 아티팩트를 감소시키기 위해, 본 발명에 따른 방법에 대한 보충으로서 적용될 수 있다. 특히 유리하게도, 적어도 하나의 변환 요건은 이중으로 사용될 수 있는데, 첫번째로 그것은 PET 측정된 신호를 움직임 정정에 종속시키기 위해 의존된다. 다음으로, PET 이미지 데이터 레코드를 생성하기 위해, 그것은 PET 시작 이미지 데이터 레코드에 적용된다.
이러한 상황에서, PET 측정, 및 해부학적 특징들을 영상화하고 있는 영상화 설비를 이용한 측정은 병렬로 수행될 수 있다. 자기 공명 설비뿐만 아니라 컴퓨터 단층촬영 디바이스 둘 다에서, PET 설비, 특히 검출기 링을 통합하는 원리가 알려져 있다. 그러한 하이브리드 디바이스들에서는, 유리하게도 이미지 데이터 레코드들의 레지스트레이션이 회피될 수 있다.
제1 PET 시작 이미지 데이터 레코드의 기록은 이용되는 방사성 의약품의 투여량 및 유형과 요구되는 신호-대-잡음비에 따라 특정 기간 동안, 예를 들어 1분 동안 지속된다. 제1 PET 시작 이미지 데이터 레코드의 기록 이후에 측정된 PET 측정 데이터는 추가의 PET 시작 이미지 데이터 레코드의 생성을 위해 이용될 수도 있고, 또는 신호-대-잡음비를 증가시키기 위해 제1 PET 시작 이미지 데이터 레코드에 연속하여 추가될 수도 있다.
특히 유리하게도, 피검체는 제2 해부 이미지 데이터 레코드 및 제2 PET 시작 이미지 데이터 레코드의 기록 전에, 부분적으로 제어된 방식으로 움직여질 수 있다. 본 실시예는 종양의 평가에서 이용될 수 있다. 이러한 상황에서, 해부학적 이미지 데이터 레코드에서 볼 수 없는 종양은, 그것이 주변 조직들, 예를 들어 흉막(pleura) 또는 복막(peritoneum)과 함께 성장했고 움직여진 경우에는 주변 조직이 그것과 함께 움직여지게 하기 때문에, 해부학적 이미지 데이터 레코드 내의 변화를 개시한다는 원리가 활용된다. 변환 요건(들)의 계산 후에, 이들은 PET 시작 이미지 데이터 레코드에 적용된다. 이것의 결과로서, 제1 해부학적 이미지 데이터 레코드와 비교하여 제2 해부학적 이미지 데이터 레코드 내에서 영상화된 움직임은 제1 PET 시작 이미지 데이터 레코드에 전이된다. 이러한 계산된 PET 이미지 데이터 레코드가 피검체 움직임, 특히 변위(displacement) 후에 기록된 PET 이미지 데이터 레코드와 비교되면, 종양 및 주변 조직의 성장에 대해 측정치가 획득된다. 종양의 성장이 완전하면, 계산된 PET 이미지 데이터 레코드와 측정된 PET 이미지 데이터 레코드 사이에 백퍼센트 일치(concordance)가 획득될 것인 한편, 성장이 없는 경우, 일치 신호(congruent signals)는 더 이상 도출되지 않을 것이다. 이러한 극단들은 실제에서는 대부분의 경우 달성될 수 없는데, 왜냐하면 예를 들어 완전하게 노출된 종양에 있어서도, 인접 조직으로 인해 변위의 자유가 제한될 수 있고, 따라서 일치가 불가피하기 때문이다.
종양의 변위는 바늘 또는 카테터로 수행될 수 있다. 이러한 중재 기구들은 해부 이미지 데이터 레코드 내에서 볼 수 있다. 그들이 PET 이미지 데이터 레코드 내에서도 나타나야할 것이 의도된다면, 그들에 방사성 의약품이 포함되어 있어야 한다. 이것은 중재 기구의 말단에 있는 공동에 수용될 수 있거나, 심지어는 중재 시술 동안 최대한 늦게, 중재 기구 내의 홀을 통해 기구 내로 도입될 수 있다.
이에 더하여, 본 발명은 또한 적어도 하나의 PET 또는 SPECT 이미지 데이터 레코드를 생성하기 위한 영상화 설비로서, 해부학적 특징들을 영상화하는 영상화 설비, 특히 자기 공명 또는 X 레이 또는 컴퓨터 단층촬영 또는 초음파 설비, PET 설비 또는 SPECT 설비, 및 제어 설비를 포함하는 영상화 설비에 관한 것이다.
이러한 상황에서, 제어 설비 내에서의 상술한 방법들의 구현은 소프트웨어로서 수행될 수 있고, 또는 (하드와이어된) 하드웨어로서 수행될 수 있다.
본 발명의 유리한 실시예에 대한 이하의 설명으로부터 본 발명의 다른 이점, 특징 및 상세가 도출된다.
도 1은 본 발명에 따른 방법의 흐름도이다.
도 2는 완전한 변환 요건들을 이용한 PET 이미지 데이터 레코드들의 계산이다.
도 3은 MR 및 PET 이미지 데이터 레코드들의 결합된 표현이다.
도 4는 연속적인 변환 요건들을 이용한 PET 이미지 데이터 레코드들의 계산이다.
도 5는 PET 측정 데이터의 움직임 정정이다.
도 6은 움직임 정정을 이용한 PET 이미지 데이터 레코드들의 계산이다.
도 7은 PET 의사 실시간 이미지 데이터 레코드들이다.
도 8은 검사 영역의 움직임 조사이다.
도 9는 피검체 내의 움직이는 부분 영역의 결정이다.
도 10은 움직이는 섹션의 결정이다.
도 2는 완전한 변환 요건들을 이용한 PET 이미지 데이터 레코드들의 계산이다.
도 3은 MR 및 PET 이미지 데이터 레코드들의 결합된 표현이다.
도 4는 연속적인 변환 요건들을 이용한 PET 이미지 데이터 레코드들의 계산이다.
도 5는 PET 측정 데이터의 움직임 정정이다.
도 6은 움직임 정정을 이용한 PET 이미지 데이터 레코드들의 계산이다.
도 7은 PET 의사 실시간 이미지 데이터 레코드들이다.
도 8은 검사 영역의 움직임 조사이다.
도 9는 피검체 내의 움직이는 부분 영역의 결정이다.
도 10은 움직이는 섹션의 결정이다.
이하에 도시된 도면들은 본 발명에 따른 방법을 간략한 방식으로 보여준다. 한편, 방법은 2차원적으로 표현되지만, 3차원적으로도 동등하게 잘 구현될 수 있다. 이러한 목적으로, 변환 요건들은 3차원으로서 설계되어야 한다. 더욱이, 요소들의 병진(translation) 및 중간점에 관련된 변환 요건들만이 보여진다. 레지스트레이션 방법은 특히 탄성 등록에 대하여 알려져 있는 것은 물론이고, 또한 본 발명에 따른 방법의 프레임워크 내에서 가능하며, 이는 움직이는 개체에 대한 더 복잡한 변환 요건을 야기한다. 이러한 제약들로 인해, 변환 요건들은 화살표로 표현될 수 있는 2차원 벡터로 단순화된다.
M1, M2 및 M3와 같이 아라비아 숫자가 첨부되어 있는 표기법은 시간적 순서의 표현에 관련된다. 그러므로, MR 이미지 데이터 레코드 M2는 MR 이미지 데이터 레코드 집합 M1 이후에 기록된 것이다. 그러므로, 명시적으로 언급되지 않는다면, 이것은 절대적인 용어로 볼 때의 제1, 제2 및 제3 MR 이미지 데이터 레코드를 의미하는 것으로 해석되어서는 안된다. 첨부된 소문자의 사용은 이와 유사하다. 이들은 부정(indeterminate)의 시퀀스 번호를 보여준다. 그러나, 예를 들어 표기 Mo는 이 MR 이미지 데이터 레코드가 MR 이미지 데이터 레코드 Mn 이후에 취득되었음을 보여준다.
도 1은 본 발명에 따른 방법의 기본적인 순서를 보여준다. 단계 S1에서, 2개의 해부 이미지 데이터 레코드가 기록되고, 단계 S2에서 이로부터 변환 요건이 결정된다. 단계 S1 및 S2 이전, 중간 또는 이후의 단계 S3에서, PET 시작 이미지 데이터 레코드 P1이 기록된다. 단계 S4에서와 같이, 단계 S2에서 취득된 변환 요건은 이러한 PET 시작 이미지 데이터 레코드 P1에 적용된다. 결과적으로, PET 이미지 데이터 레코드 P2가 생성된다. 이것은 다음 단계에서 디스플레이 설비(1) 상에 단독으로, 또는 제2 해부 이미지 데이터 레코드와 함께 디스플레이될 수 있고/거나 비휘발성 메모리(2)에 저장될 수 있다.
단계 S1에 따른 2개의 해부 이미지 데이터 레코드의 기록의 지속시간은 단계 S3에 따른 PET 시작 이미지 데이터 레코드의 기록(예를 들어, 1분)보다 훨씬 더 짧은 기간(예를 들어 2초)이다.
결과적으로, PET 이미지 데이터 레코드 P2가 측정되어 있다면, PET 이미지 데이터 레코드 P2가 훨씬 더 빠르게 생성된다. 이러한 방식으로, PET 이미지 데이터 레코드들이 더 빠르게 업데이트되는 것, 특히 실시간으로 표현되는 것이 가능하다. 이것은 PET 설비의 시간 분해능보다 아래에 있는 PET 이미지 데이터 레코드들로 움직임을 표현하는 것이 가능해지게 한다.
도 2는 자기 공명 설비의 도움을 받아, 움직임 정정없이 PET 이미지 데이터 레코드들을 생성하는 것을 보여준다. 첫번째로, PET 시작 이미지 데이터 레코드(2)가 기록되고 디스플레이된다. 피검체의 움직임으로 인해, PET 시작 이미지 데이터 레코드(2)에서 영상화된 방사성 핵종의 신호(3)가 스미어링된다. 피검체의 윤곽(4)은 정상적으로는 보이지 않고, 더 나은 배향을 위해서만 나타내어진다.
PET 시작 이미지 데이터 레코드 P1의 기록 이후, 또는 그러한 기록 동안, 제1 해부 이미지 데이터 레코드로서 MR 이미지 데이터 레코드 M1이 기록된다. 이것은 위(stomach)(6)의 레벨에서의 피검체(5)의 단면을 형성한다. 위의 중간은 중간점(7)에 의해 나타내어진다. 매우 짧은 측정 지속기간을 달성하기 위해, 기록 시퀀스로서 TrueFisp 시퀀스가 이용된다.
MR 이미지 데이터 레코드 M1 이후, MR 이미지 데이터 레코드 M2가 취득되고, MR 이미지 데이터 레코드 M1 및 M2로부터, 변환 요건 T12가 결정되며, 이것은 PET 시작 이미지 데이터 레코드(2)의 데이터 포인트들에 적용된다. 앞에서 이미 설명된 바와 같이, 표현을 단순하게 하기 위해, 단 하나의 변환 요건 T12만이 PET 신호(3)의 중간점(8)에 적용된다. 물론, 병진 움직임뿐만 아니라 회전 및 신장(extension)도 고려하기 위해, PET 시작 이미지 데이터 레코드 P1의 모든 이미지 요소에 대해 개별 변환 요건이 결정되는 것도 가능하다. 결과적으로, 변환 요건 T12 내에 포함되어 있는 벡터에 의해 PET 신호(3)가 변위되는 PET 이미지 데이터 레코드 P2가 획득된다.
이미지 데이터 레코드 P1, P2, P3, P4 및 Pn에서, 더 나은 배향을 위해, 피검체(5) 및 위(6)의 윤곽이 점선으로 표시되지만, 이들은 이미지 데이터 레코드 P1, P2, P3, P4 및 Pn 내에 영상화될 수는 없다.
MR 이미지 데이터 레코드 M2에 이어, MR 이미지 데이터 레코드 집합 M3가 취득되고, MR 이미지 데이터 레코드 M1 및 M3에 의해, 변환 요건 T13이 취득된다. T13를 PET 시작 이미지 데이터 레코드 P1에 적용하는 것에 의해, 계산된 PET 이미지 데이터 레코드 P3가 결정된다.
이 시퀀스는 제2 PET 시작 이미지 데이터 레코드 Po가 측정될 때까지, MR 이미지 데이터 레코드 M4, ..., Mn, 각 경우에서 계산된 변환 요건 T14, ..., T1n 및 PET 이미지 데이터 레코드 P4, ..., Pn으로 계속된다. 제2 PET 시작 이미지 데이터 레코드 Po의 기록은 MR 이미지 데이터 레코드 M2 내지 Mn의 기록과 병렬로 발생한다.
각각의 경우에서 제1 자기 공명 이미지 데이터 레코드 M1으로부터 시작하여 변환 요건 T12, ..., T1n이 결정되었기 때문에, 이것은 완전한 변환 요건들을 포함한다.
제2 PET 시작 이미지 데이터 레코드 Po의 종료 위상에서 측정된 MR 이미지 데이터 레코드 Mo는 PET 시작 이미지 데이터 레코드 Po로 새로운 PET 이미지 데이터 레코드 Pp, Pq, ... 의 결정을 위한 새로운 시작의 기초를 형성한다. 원칙적으로, 방법의 수행을 위해, 제2 PET 시작 이미지 데이터 레코드 Po는 실제로는 더 이상 요구되지 않고, 결과적으로 데이터베이스가 업데이트되어 유지된다.
PET 이미지 데이터 레코드의 순수한 측정으로는 약 1분의 시간 간격에서 PET 시작 이미지 데이터 레코드 P1 및 Po만이 입수가능한 한편, 본 발명에 따른 방법에 의하면, 이 시간 간격은 PET 이미지 데이터 레코드 P2 내지 Pn으로 채워질 수 있다. 그러므로, PET 이미지 데이터 레코드 P1 내지 Pn은 PET 정보의 실시간 표현을 허용하는 이미지 데이터의 집합을 형성한다. 결과적으로, 예를 들어 중재 시술에서, 이 PET 정보가 이용되는 것이 가능하다.
검사 또는 중재 시술의 프레임워크 내에서, MR 이미지 데이터 레코드 및 PET 측정 데이터는 연속적으로 기록될 수 있다. 특정한 시간 간격 후에, 각각의 경우에서 새로운 PET 시작 이미지 데이터 레코드가 준비될 것이고, 거기에 새롭게 계산된 변환 요건들이 적용될 것이다.
도 3은 이미지 데이터 레코드들의 바람직한 표현 형태를 보여준다. 이 상황에서, 대응하는 MR 및 PET 이미지 데이터 레코드들이 중첩되어 보여진다. 이로부터, 결합 이미지 데이터 레코드들 Mi+Pi의 시퀀스가 도출되며, 여기에서 i는 임의의 무작위 숫자를 나타낸다. 필요하다면, 모든 결합 이미지 데이터 레코드는 디스플레이 설비(1) 상에서 계산 직후에, 그리고 비휘발성 메모리(2)에 저장되는 것과 병렬로 표현된다.
도 4는 변환 요건의 계산을 위한 대안을 보여준다. 이들이 항상 제1 MR 이미지 데이터 레코드 M1으로부터 시작하여 계산되는 것을 대신하여, 이들은 예를 들어 M3로부터 M4까지와 같이, 하나의 MR 이미지 데이터 레코드로부터 다음 것으로 연속하여 결정된다. 그 결과, 대응하는 표기법을 이용하면, 변환 요건 T12, T23, T34, ..., Tmn이 도출된다. 다음으로, 변환 요건은 더 이상은 모두 PET 시작 이미지 데이터 레코드 P1에 적용되지 않고, 각각의 경우에서 최종 PET 이미지 데이터 레코드에 적용된다. T23을 P2에 적용하면 P3가 주어지고, T34를 P3에 적용하면 P4가 주어지는 식이다. 그러므로, PET 이미지 데이터 레코드 P2는 새로운 PET 시작 이미지 데이터 레코드로 된다.
그러므로, 이러한 변환 요건들은 연속하여 적용되어야 한다.
도 5 및 도 6은 움직임 정정된 PET 이미지 데이터 레코드를 이용하는 본 발명에 따른 방법을 보여준다. 도 5는 PET 시작 이미지 데이터 레코드 P1의 계산까지의 섹션을 나타내고, 도 6은 그 이후의 섹션을 나타낸다. 이러한 상황에서, 표현을 간단히 하기 위해, 위(6)와 같은 이미지의 내용은 도시되지 않는다. PET 설비의 측정 데이터 N1, N2, ..., Nn과 병렬로, 각각의 경우에서 X-레이 이미지 데이터 레코드 R1, R2, ..., Rm이 취득된다. X-레이 이미지 데이터 레코드 R1, R2, …, Rm의 개수가 반드시 측정 데이터 요소 N1, N2, …, Nn의 개수에 대응해야 하는 것은 아니다. 그러한 방식으로, 더 이상은 요구되는 정밀도로 움직임 정정이 수행될 수 없는 2개의 X-레이 이미지 데이터 레코드들의 기록 사이에 측정 데이터 항목 Ni가 놓이는 경우, 대응하는 변환 요건을 얻기 위해, 2개의 X-레이 이미지 데이터 레코드로부터 형성된 중간 이미지 데이터 레코드가 내삽될 수 있고, 이것은 측정된 데이터 항목 Ni의 기록의 시점에서의 피검체(5)의 움직임 상태에 대응한다. 즉, 구체적으로는, 이미 설명된 변환 요건들은 움직임 아티팩트의 정정에도 적합하다. 측정 데이터 N1, N2, ..., Nn의 움직임 정정을 수행하기 위해, PET 측정 데이터 N1, N2, ..., Nn과 X-레이 이미지 데이터 레코드 R1, R2, ..., Rm의 시간적 레지스트레이션(temporal registration)이 그에 따라 필요하다.
움직임 정정된 측정 데이터 N1, N2, ..., Nn으로부터 제1 PET 시작 이미지 데이터 레코드 P1를 생성한 후에, 완전한 변환 요건들 T1n, T1o, ...를 결정하고, 그에 따라 PET 이미지 데이터 레코드 P2, P3, ...를 결정하기 위해, 후속하여 기록되는 X-레이 이미지 데이터 레코드 Rn, Ro, Rp, ...가 이용된다. P1에 T1n을 적용하면 P2가 주어지고, P1에 T1o를 적용하면 P3가 주어지는 식이다.
X-레이 이미지 데이터 레코드들과 병렬로 더 취득되는 PET 설비의 측정 데이터 No, Np, Nq, ...는 X-레이 이미지 데이터 레코드 Rn, Ro, Rp, ...의 도움을 받아 움직임 정정되고, PET 시작 이미지 데이터 레코드 P1에 추가된다. 이는 PET 시작 이미지 데이터 레코드 P1이 제1 생성 후에 계속하여 변한다는 것을 의미한다. 이러한 상황에서, 특히 신호-대-잡음비가 개선된다.
도 2, 4, 5 및 6에는 실제 실시간 이미지 데이터 레코드들, 즉 MR 이미지 데이터 레코드 M1, ..., Mo 및 X-레이 이미지 데이터 레코드 R1, R2, ..., Ru의 기록이 도시되어 있다. 반면에, 도 7은 의사 실시간 이미지 데이터 레코드들의 사용을 나타낸다. 예를 들어, MR 이미지 데이터 레코드 M1, ..., M8은 중재 시술의 시작 직전에, 또는 중재 시술의 시작 시에 기록된다. PET 시작 이미지 데이터 레코드 P1은 동시에 또는 추후에 취득된다. PET 측정 데이터의 움직임 정정을 수행할 수 있기 위해, MR 측정치들과 같이, 이들이 Z-파 상에 트리거되거나, 대응하는 심장 위상이 측정 데이터 항목으로서 저장된다. MR 이미지 데이터 레코드 M1, ..., M8은 수축기 및 이완기로 구성되는 맥박 주기 내에서 피검체의 심장을 영상화한다. 처음 4개의 MR 이미지 데이터 레코드 M1, M2, M3 및 M4는 수축기를 영상화하고, 다음 4개의 MR 이미지 데이터 레코드 M5, M6, M7 및 M8은 이완기를 영상화한다. 이미 설명된 바와 같이, MR 이미지 데이터 레코드 M1, ..., M8으로부터, 연속적인 또는 완전한 변환 요건들이 계산된다. 움직임 정정이 수행된 후에, PET 시작 이미지 데이터 레코드 P1이 계산된다. 이로부터, 표현된 대로의 변환 요건 T12, T13, T14, ..., T18, 또는 대안적으로는 T12, T23, T34, ...T78을 이용하여, PET 이미지 데이터 레코드 P2, P3, P4, ..., P8이 계산된다. 중재 시술 동안, MR 이미지 데이터 레코드 M1, ..., M8 및 PET 이미지 데이터 레코드 P1, ..., P8이 결합될 수 있고, EKG를 이용하여, 각각의 경우에서 심장 사이클의 올바른 위상에서 디스플레이될 수 있다.
하나의 심장 사이클 내에 얼마나 많은 MR 이미지 데이터 레코드가 기록될 수 있을지는 다른 요인들 중에서도, 이용되는 기록 시퀀스에 의존한다. 8개의 MR 이미지 데이터 레코드의 개수는 단지 예시일 뿐이다.
도 8은 본 발명에 따른 방법의 다른 실시예를 보여준다. 이러한 상황에서, 중재 시술의 프레임워크 내에서, 예를 들어 바늘과 같은 기구가 피검체 내에 도입되어, 검사 지점인 종양까지 안내된다. 측정된 PET 신호(9) 및 제1 MR 이미지 데이터 레코드 M1과 함께 PET 시작 이미지 데이터 레코드 P1을 기록한 후, 종양을 제어된 방식으로 움직이게 하기 위해, 바늘이 종양까지 안내된다. 다음으로, PET 신호(10) 및 추가의 MR 이미지 데이터 레코드 M2로 구성되는 제2 PET 이미지 데이터 레코드 P2의 기록을 위한 PET 측정 데이터의 기록이 이어진다. MR 이미지 데이터 레코드 M1 및 M2로부터, 변환 요건들의 집합이 결정되어 PET 이미지 데이터 레코드 P1에 적용된다. 이들 변환 요건의 이용은 계산된 PET 신호(9')를 야기하고, 대응하는 PET 이미지 데이터 레코드는 P1'으로 표시된다. 종양, 또는 더 일반적으로는 움직이는 영역 내의 피검체는 단순하게만 변위되지는 않으므로, 단 하나의 변환 요건은 움직임을 설명하는 데에 충분하지 않고, 따라서 변환 요건들의 집합이 이용된다. 이러한 방식으로 계산된 PET 이미지 데이터 레코드 P1'은 측정된 PET 이미지 데이터 레코드 P2와 비교된다. 도 8의 가장 우측에서 볼 수 있는 바와 같이, 이미지 데이터, 또는 표현된 PET 신호(9' 및 10) 각각이 서로로부터 벗어나는 경우, PET 이미지 데이터 레코드 P2에서 측정된 움직임은 MR 이미지 데이터 레코드 M2에 반영되어 있지 않으며, 따라서 계산된 PET 이미지 데이터 레코드 P1'에는 전이되지 않았으므로, 종양이 자유롭게 움직일 수 있다. 많은 경우에서의 MR 이미지 데이터 레코드 M2는 종양이 아니라 주변 조직만을 영상화하는 반면에, PET 이미지 데이터 레코드 P2에서는 상황이 반전된다. 그러므로, PET 이미지 데이터 레코드 P2 내에서 보여지는 움직임은 종양 및 인접 조직이 성장하지 않았음을 나타낸다.
반대로, PET 이미지 데이터 레코드 P1' 및 P2, 또는 대응하는 신호(9' 및 10) 각각의 일치는 종양이 인접 조직과 함께 성장했음을 보여준다.
MR 설비뿐만 아니라, X-레이 설비, 컴퓨터 단층촬영 설비, 또는 초음파 설비도 물론 이용될 수 있다. X-레이 설비 또는 컴퓨터 단층촬영 설비로 해부적 구조가 영상화되고, 특히 PET에 의해 검사 영역 주변의 연조직이 관측되기 위해서, 적절한 경우 조영제가 주입되어야 한다. PET 설비보다 높은 시간 분해능을 나타내고 변환 요건들의 계산을 허용하는 측정 신호를 생성하는 모든 영상화 양식이 이용될 수 있다.
도 9는 해부 이미지 데이터 레코드들의 부분 섹션(11)에 대한 변환 요건의 결정의 제약을 보여준다. MR 이미지 데이터 레코드 M1 - M8은 전체 움직임 사이클을 커버한다. MR 이미지 데이터 레코드 M2 - M8은 탄성 등록의 프레임워크 내에서 각각의 경우에서 MR 이미지 데이터 레코드 M1과 탄력적으로 레지스트레이션된다. 이러한 상황에서, 피검체의 움직인 섹션의 최대 및 최소 신장 및/또는 회전 및/또는 병진이 결정되고, 이러한 방식으로 어떠한 움직임이라도 발생한 피검체(5)의 부분 영역(11)이 결정된다. 전체로서의 피검체(5)의 작은 움직임에 기초하여, 초과되어서는 안 되는 임계값이 또한 지정될 수 있다. 피검체(5)의 이동된 부분 영역(11)의 결정 후에, 적어도 하나의 변환 요건의 결정은 이러한 부분 영역(11)으로 제약된다. 결과적으로, 변환 요건의 계산이 가속화된다.
도 10에 도시된 프로세스에 의해 추가의 가속화가 가능하다. 피검체(5)의 검사될 움직인 영역(12)은 PET 시작 이미지 데이터 레코드 P1, 또는 더 일반적으로는 PET 시작 이미지 데이터 레코드 P1 내에서 신호(9), 특히 임계값을 초과하는 신호가 제공되는 제1 해부 이미지 데이터 레코드에 대응하는 MR 이미지 데이터 레코드 M1의 이미지 요소들에 대해서만 변환 요건이 결정된다는 사실로 인해 크기가 더 감소된다. 그러므로, MR 이미지 데이터 레코드 M1 내의 움직인 부분 영역(11)이 완전히 의존되는 것이 아니라, PET 시작 이미지 데이터 레코드 P1 내의 신호가 입수가능한 섹션(12)만이 의존된다.
아래와 같은 양자택일적인 실시예들은 원하는 대로 서로 혼합될 수 있다.
- 연속적인 또는 완전한 변환 요건들
- 실제 또는 의사 실시간 영상화
- 완전한 피검체로부터의 또는 부분 영역으로부터의 변환 요건
- 움직임 정정 있음/없음
그러나, 부분적인 상승 효과가 존재한다. 예를 들어, 변환 요건들의 결정은 움직임 정정의 착수에 의해, 그리고 그에 따라 스미어링을 피하는 것에 의해, 피검체의 극단적으로 작은 이미지 영역 또는 부분 영역(11)으로 제약될 수 있다.
Claims (10)
- 적어도 부분적으로 움직이는 피검체(5)의 PET 이미지 데이터 레코드(P2)를 생성하기 위한 방법으로서,
a) 적어도 하나의 제1 PET 시작 이미지 데이터 레코드(P1) 또는 하나의 제1 SPECT 시작 이미지 데이터 레코드를 기록 또는 계산하는 단계;
b) 해부학적 특징들을 영상화하는 영상화 설비로 적어도 하나의 제1 해부 이미지 데이터 레코드(M1, R1)를 기록하는 단계;
c) 상기 해부학적 특징들을 영상화하는 영상화 설비로 적어도 하나의 제2 해부 이미지 데이터 레코드(M2, R2)를 기록하는 단계;
d) 상기 제1 및 제2 해부 이미지 데이터 레코드로부터 적어도 하나의 변환 요건(transformation requirement)(T12, T13,...,T1n)을 결정하는 단계; 및
e) 상기 적어도 하나의 변환 요건(T12, T13, ...,T1n)을 상기 PET 시작 이미지 데이터 레코드(P1) 또는 상기 SPECT 시작 이미지 데이터 레코드에 각각 적용함으로써 적어도 하나의 PET 이미지 데이터 레코드(P2) 또는 하나의 SPECT 이미지 데이터 레코드를 생성하는 단계
를 포함하는 방법. - 제1항에 있어서,
상기 해부학적 특징들을 영상화하는 영상화 설비로서, 자기 공명 설비 또는 컴퓨터 단층촬영 설비 또는 X-레이 설비 또는 초음파 설비가 이용되는 것을 특징으로 하는 방법. - 제1항 또는 제2항에 있어서, 상기 적어도 하나의 변환 요건(T12, T13, …, T1n, T23, …, Tmn)은 상기 제1 해부 이미지 데이터 레코드(M1, R1)와 상기 제2 해부 이미지 데이터 레코드(M2, R2)의 탄성 등록(elastic registration)에 의해 수행되는 방법.
- 제1항 내지 제3항 중 어느 한 항에 있어서, 각각의 경우에서, 상기 제1 및 제2 해부 이미지 데이터 레코드(M1, R1, M2, R2)의 부분 영역(11)은 상기 적어도 하나의 변환 요건(T12, T13, …, T1n, T23, …, Tmn)의 결정을 위해 이용되는 것을 특징으로 하는 방법.
- 제1항 내지 제4항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 제1 및/또는 제2 해부 이미지 데이터 레코드(M1, R1, M2, R2)로부터의 부분 영역(11)은 자동적으로 결정되는 것을 특징으로 하는 방법.
- 제1항 내지 제5항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 PET 시작 이미지 데이터 레코드(P1, Po) 또는 상기 SPECT 시작 이미지 데이터 레코드는 움직임 정정된 측정 데이터(N1, N2, ..., Nn)로부터 결정되는 것을 특징으로 하는 방법.
- 제1항 내지 제6항 중 어느 한 항에 있어서, 신호-대-잡음비가 개선된 PET 시작 이미지 데이터 레코드(P1)를 획득하기 위해, 상기 PET 시작 이미지 데이터 레코드(P1)의 기록 후에 기록된 PET 측정 데이터(No, Np, Nq, ...)가 상기 PET 시작 이미지 데이터 레코드(P1)의 생성을 위해 이용되는 PET 측정 데이터(N1, N2, …, Nn)에 추가되는 것을 특징으로 하는 방법.
- 제1항 내지 제6항 중 어느 한 항에 있어서, 적어도 하나의 추가의 PET 시작 이미지 데이터 레코드(Po)를 생성하기 위해, 상기 제1 PET 이미지 데이터 레코드(P1)의 기록 후에 기록된 PET 측정 데이터(No, Np, Nq, ...)가 이용되는 것을 특징으로 하는 방법.
- 제1항 내지 제8항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 단계 c) 내지 e)는 수 회 수행되는 것을 특징으로 하는 방법.
- 적어도 하나의 PET 이미지 데이터 레코드(P2) 또는 하나의 SPECT 이미지 데이터 레코드를 생성하기 위한 영상화 설비로서, 제1항 내지 제9항 중 어느 한 항에 따른 방법을 수행하도록 설계된, 해부학적 특징들을 영상화하는 영상화 설비, 특히 자기 공명 설비 또는 X-레이 설비 또는 컴퓨터 단층촬영 설비 또는 초음파 설비, PET 설비 또는 SPECT 설비, 및 제어 설비를 포함하는 영상화 설비.
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