(57)【要約】      （修正有）【課題】長い撮影時間を要する第１の画像化法における器官の周期運動を計算により補償する。【解決手段】器官の周期的な信号を利用するゲーティングを使用して第１の画像化法により３次元画像データの時間シリーズを求め（ステップ１０）、そのゲーティングを使用して第２の画像化法により３次元画像データの時間シリーズを求め（ステップ１２）、第２の画像化法により得られた画像データから器官の周期運動における基準時点に関する運動フィールドを算出し（ステップ１４）、この運動フィールドにより、第１の画像化法により得られた画像データを、基準時点に関する３次元画像データへ描出し（ステップ１６）、そのようにして第１の画像化法に基づいて得られた、基準時点に関する全ての画像データを、基準時点に関する単一の画像データの作成に使用する（ステップ１８）。【選択図】図１
2006300938.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
器官の撮像に用いられる第１の画像化法における器官の周期運動の計算による補償方法において、
ａ）器官の周期的な信号を利用するゲーティングを使用して第１の画像化法により３次元画像データの時間シリーズを求め（１０）、
ｂ）そのゲーティングを使用して第２の画像化法により３次元画像データの時間シリーズを求め（１２）、
ｃ）第２の画像化法により得られた画像データから器官の周期運動における基準時点に関する運動フィールドを算出し（１４）、
ｄ）この運動フィールドにより、第１の画像化法により得られた画像データを、基準時点に関する３次元画像データへ描出し（１６）、
ｅ）そのようにして第１の画像化法に基づいて得られた、基準時点に関する全ての画像データを、基準時点に関する単一の画像データの作成に使用する（１８）
ことを特徴とする器官の周期運動の補償方法。
【請求項２】
ステップａ）およびｂ）で求められた時間シリーズは周期運動におけるそれぞれ同じ時点に関して求められることを特徴とする請求項１記載の方法。
【請求項３】
第１の画像化法は陽電子放出断層撮影法（ＰＥＴ）または単光子放出断層撮影法（ＳＰＥＣＴ）であることを特徴とする請求項１又は２記載の方法。
【請求項４】
第２の画像化法はコンピュータ断層撮影法（ＣＴ）、回転Ｘ線血管撮影法、磁気共鳴法または超音波法を含むことを特徴とする請求項１乃至３の１つに記載の方法。
【請求項５】
３次元画像データのために両画像化法において規定された座標系を関連付けるために画像登録法が使用されることを特徴とする請求項１乃至４の１つに記載の方法。
【請求項６】
第１の画像化法のための画像化システムと、第２の画像化法のための画像化システムとが機械的に互いに接続されていることを特徴とする請求項１乃至４の１つに記載の方法。
【請求項７】
ステップｅ）で基準時点に関する画像データがボリュームエレメント（ボクセル）ごとに加算されることを特徴とする請求項１乃至６の１つに記載の方法。
【請求項８】
器官は心臓であり、ＥＣＧゲーティングが使用されることを特徴とする請求項１乃至７の１つに記載の方法。
【請求項９】
器官は呼吸装置であり、呼吸ゲーティングが使用されることを特徴とする請求項１乃至７の１つに記載の方法。
【請求項１０】
第１の画像化法のための画像撮影システムと、第２の画像化法のための画像撮影システムとを備え、第１の画像化法のための画像撮影システムが第２の画像化法のための画像撮影システムに機械的に接続されている画像撮影装置において、
両画像化法による画像撮影時における撮像すべき器官のほぼ周期的な信号に関してゲーティングを行なう装置と、
第２の画像化法により得られた画像データから運動フィールドを算出し、この運動フィールドを計算により第１の画像化法により得られた画像に適用するように設計されている画像処理装置と
が設けられていることを特徴とする画像撮影装置。
【請求項１１】
ＰＥＴ−ＣＴシステムまたはＳＰＥＣＴ−ＣＴシステムであることを特徴とする請求項１０記載の画像撮影装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、器官の撮像に用いられる第１の画像化方法における器官の周期運動の計算による補償方法に関する。
【０００２】
本発明は、第１の画像化法のための画像撮影システムと、第２の画像化法のための画像撮影システムとを備え、第１の画像化法のための画像撮影システムが第２の画像化法のための画像撮影システムに機械的に接続されている画像撮影装置にも関する。
【背景技術】
【０００３】
心臓が、例えばＰＥＴ（Ｐｏｓｉｔｒｏｎ  Ｅｍｉｓｓｉｏｎ  Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ；陽電子放出断層撮影法）およびＳＰＥＣＴ（Ｓｉｎｇｌｅ  Ｐｈｏｔｏｎ  Ｅｍｉｓｓｉｏｎ  Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ；単光子放出断層撮影法）のような核医学検査法により撮影される場合に、これは典型的に数分（ＰＥＴの場合）から２０分以上（ＳＰＥＣＴの場合）までの長い撮影時間と結びつけられる。従って、結果として生じるデータセットは全ての心時相にわたる時間的平均であり、つまり心臓は運動により不鮮明に表示される。
【０００４】
更に、第１の画像化法（ＰＥＴ）により撮影された運動アーチファクトを持つ３次元画像データを基準時点へ描出し、運動アーチファクトを補償することは知られている（例えば、特許文献１参照）。このために第２の画像化法（ＣＴ）が用いられ、この第２の画像化法により画像データの時間シリーズが取得され、これから運動フィールドが求められ、この運動フィールドが第１の画像化法からの運動アーチファクトを補償するために使用される。しかしながら、この特許文献１に述べられた第１の画像化法は不鮮明で汚れたような画像しか供給しない。これらの不鮮明さは診断に対する画像データの有用性を制約する。
【０００５】
この影響を避けるために、ＥＣＧゲーティング（ＥＣＧ−Ｇａｔｉｎｇ）を使用することができる。ＥＣＧゲーティングの場合、画像データの取得と同時にＥＣＧ（心電図）が記録される。ＥＣＧゲーティングは心周期が繰り返されることを基礎としている。従って、心周期の同じ時間インターバル中に取得される画像データが相互に関連付けされる。それにより、３次元画像データの時間シリーズが得られる。これらの画像データはそれぞれ心周期の定められた時間インターバル内で取得されている。シリーズは心周期のその都度の時間インターバルに対する画像の並びからもたらされる。
【０００６】
それぞれ心周期の定められた時相に対応する多数の画像が得られる。心臓の運動は常に同じであり、従ってそれぞれの個別画像においてはそれぞれ大きな運動不鮮明は発生しない。
【０００７】
ＥＣＧゲーティングによる方法の欠点は、個別画像当たりに測定された事象個数が時間インターバルへの配分によって減少することにある。これによって画像の信号雑音比が悪化し、画像の診断値がまたしても制約される。
【０００８】
従来技術から、ＥＣＧゲーティングにより撮影された個別画像から運動補償を行うことは知られている。この場合に、まず画像に基づいて心臓運動が決定される。この運動に基づいて運動フィールドが求められ、種々の個別画像が１つの基準画像上に写像される。運動補正された個別画像が加算され、運動不鮮明のない良好な信号雑音比を有する画像が得られる。この場合の問題は運動フィールドを不正確にしか求めることができないことにある。核医学画像からは心臓運動が不正確にしか評価できないからである。これの理由は、核医学画像における僅かな位置分解能および僅かな信号雑音比ならびに画像における特徴的な解剖学的構造の不足にある。
【特許文献１】独国特許出願公開第１０２３１０６１号明細書
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００９】
本発明の課題は、長い撮影時間を持つ、特に撮像されるべき器官の周期運動よりも長い撮影時間を持つ画像化法をこの周期的に運動する器官の診断のためにより良好に使用して、この器官の撮像に用いられる第１の画像化法における器官の周期運動を計算により補償する方法および画像撮影装置を提案することにある。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
器官の周期運動の補償方法に関する課題は、本発明によれば、器官の撮像に用いられる第１の画像化法における器官の周期運動の計算による補償方法において、器官の周期的な信号を利用するゲーティングを使用して第１の画像化法により３次元画像データの時間シリーズを求め、そのゲーティングを使用して第２の画像化法により３次元画像データの時間シリーズを求め、第２の画像化法により得られた画像データから器官の周期運動における基準時点に関する運動フィールドを算出し、この運動フィールドにより、第１の画像化法により得られた画像データを、基準時点に関する３次元画像データへ描出し、そのようにして第１の画像化法に基づいて得られた、基準時点に関する全ての画像データを、基準時点に関する単一の画像データの作成に使用することによって解決される。
画像撮影装置に関する課題は、本発明によれば、第１の画像化法のための画像撮影システムと、第２の画像化法のための画像撮影システムとを備え、第１の画像化法のための画像撮影システムが第２の画像化法のための画像撮影システムに機械的に接続されている画像撮影装置において、両画像化法による画像撮影時における撮像すべき器官のほぼ周期的な信号に関してゲーティングを行なう装置と、第２の画像化法により得られた画像データから運動フィールドを算出し、この運動フィールドを計算により第１の画像化法により得られた画像に適用するように設計されている画像処理装置とが設けられていることによって解決される。
【００１１】
本方法は器官の周期運動を正確に検出するのに役立つ第２の画像化法が同様に使用されるという原理に基づいている。これはいわゆる運動フィールドの検出に表れている。運動フィールドは、３次元画像の各ボクセルすなわち各ボリュームエレメントに、３次元ベクトルを割り付ける３次元データセットである。３次元ベクトルは基準データセットに対する相対的なこのボリュームエレメントすなわちこのボクセルの変位を示す。３次元運動フィールドの計算方法は当業者に知られており、例えば光の流れによる方法である。
【００１２】
本発明は、関与させた第２の画像化法を、第２の画像化法が著しく短い撮影時間を持ち、良好な信号雑音比を有し、あるいは解剖学的構造をより良好に撮像するように、選択することができるので、第２の画像化法により得られた画像データから運動フィールドをより良好に求めることができるという事実を利用する。ここに、本発明は、個々のボリュームエレメントの位置変化を再現する一度得られた運動フィールドが、適切に、第１の画像化法、つまりＰＥＴおよびＳＰＥＣＴのような核医学画像化法により得られた画像データに対しても有効であることに基づいている。
【００１３】
例えば心周期の周期信号の期間中に、例えば心臓の如き検査された器官の定められたボリュームエレメントが定められた方向に移動することを運動フィールドが正確に再現する場合に、これはもちろん取得された他の画像データに対しても有効である。一度得られた運動フィールドは他の画像化法により得られた画像データの補正に使用される。運動フィールドにより３次元画像データを基準時点へ戻して描出することができる。
【００１４】
有利な実施態様において、両画像化法により求められた時間シリーズは周期運動におけるそれぞれ同じ時点に関して求められる。従って、時間シリーズは直接に相次いで描出可能であり、運動フィールドは計算による変換を必要とすることなしに直接に使用することができる。その際に、得られた画像データは、周期運動における基準時点に関する３次元画像データへ直接的に描出することができる。時間シリーズが周期運動における異なる時点で求められている場合、補間法により処理することができる。
【００１５】
第２の画像化法は、特に、コンピュータ断層撮影法（ＣＴ）、回転Ｘ線血管撮影法、磁気共鳴法または超音波法を含む。
【００１６】
本発明は、周期的に運動するどのような器官の撮像にも適用可能であり、特に心臓のほかに肺および呼吸装置に適用可能であり、その場合にはＥＣＧゲーティングの代わりに呼吸ゲーティングが使用される。
【００１７】
ゲーティングとは、一般に、定められたインターバル内の時点への画像データの割り付けである。
【００１８】
第２の画像化法により決定された運動フィールドを第１の画像化法により測定されたデータに適用できるようにするためには、両座標系の関係が既知で無ければならない。このためには専門家に知られている画像登録法が使用される。
【００１９】
他の有利な実施態様において、第１の画像化法のための画像化システムと、第２の画像化法のための画像化システムとが機械的に互いに接続され、それにより３次元データセットは、直接に関連付け可能であり、登録法に基づいて順次描出されなくてもよい。
【００２０】
本発明では、最終ステップにおいて、第１の画像化法に基づいて得られた、基準時点に関する全ての画像データが、基準時点に関する単一のデータセットの作成に使用される。全ての画像データが単純に加算されると有利である。
【００２１】
第１の画像化法のための画像撮影システムが第２の画像化法のための画像撮影システムと機械的に接続されていることも本発明に属する。両画像化法による画像撮影時における撮像すべき器官の周期的な信号に関してゲーティングを行なう装置が存在する。更に、第２の画像化法により得られた画像データから運動フィールドを算出し、この運動フィールドを計算により第１の画像化法により得られた画像に適用するように設計されている画像処理装置が存在すべきである。本発明による画像撮影装置はＰＥＴ−ＣＴ複合システムまたはＳＰＥＣＴ−ＣＴ複合システムである。
【発明を実施するための最良の形態】
【００２２】
以下において、図面を参照しながら本発明の有利な実施形態を説明する。
図１は本発明による方法の経過をフローチャートで示す。
【００２３】
本発明の有利な実施形態においては、人間の心臓が検査される。ＰＥＴ−ＣＴ複合システムまたはＳＰＥＣＴ−ＣＴ複合システムが使用され、両システム部分は機械的に互いに接続されているので、システムのＰＥＴ部分により作成される画像をＣＴ画像に直接に関連付けることができる。
【００２４】
更に、ＥＣＧゲーティングを実施することは可能であり、すなわち患者にＥＣＧプローブが固定され、画像評価装置が取得されたＥＣＧ信号を分析する。ＥＣＧ信号は多数のインターバルに分割される。各インターバルは１つの時間シリーズからの１つの定められた画像に対応する。システムは画像データを取得し、同時にＥＣＧ曲線を取得する。心臓が画像データの取得中であるインターバルに基づいて、画像データが相応のインターバルと、画像の時間シリーズからの相応の部分画像とに割り付けられる。結局、全体として１つの画像に組み合わされる３次元データの時間シリーズが得られる。
【００２５】
図１において分かるように、相応の時間シリーズが、ステップ１０で、ＥＣＧゲーティングをともなう第１の画像化法、ここでは核医学法、つまりＰＥＴまたはＳＰＥＣＴにより取得される。引続いて、または前もって、できれば同時にも、いずれにせよ独立に、しかしＥＣＧゲーティングもともなって、ＣＴ画像の時間シリーズの撮影がステップ１２で行なわれる。ＣＴ画像は良好な信号雑音比および比較的高い時間分解能を持ち、かつ心臓の解剖学的構造を良好に描出するので、ＣＴ画像では心臓の運動を容易に導き出すことができる。この運動を数学的に検出するためにいわゆる運動フィールドが求められる。運動フィールドは、３次元画像データの個々のボリュームエレメント（ボクセル）に割り付けられた３次元ベクトルである。これは、基準画像における基準ボリュームエレメントに対するこれらのボリュームエレメントの相対的運動を再現する。例えば、基準画像はＥＣＧゲーティングにおいて最初に撮影された画像であり、運動フィールドはこの画像に関連させられる。ここで、ステップ１０で撮影されたＰＥＴまたはＳＰＥＣＴ画像による時間シリーズが、ステップ１４で算出された運動フィールドに結び付けられる。ステップ１６で、ＰＥＴまたはＳＰＥＣＴ時間シリーズのいわゆる運動補償が行なわれる。これは、運動フィールドに基づいて求められた心臓運動がＰＥＴまたはＳＰＥＣＴ時間シリーズの撮影においても存在することに基づいている。それにより、ＰＥＴまたはＳＰＥＣＴ時間シリーズからの画像において運動を算出することができる。これは次の考察に基づいている。すなわち、１つのボリュームエレメントについて、第２ＣＴ画像からのデータ値が第１ＣＴ画像の関数、つまりＣＴ1＝ｆ（ＣＴ2）であるならば、同一の関数がＰＥＴまたはＳＰＥＣＴ画像からのボリュームエレメントも写像し、従って同一のｆにてＰＥＴ1＝ｆ（ＰＥＴ2）となる。ここに運動フィールドは関数ｆの作用を再現する。ステップ１６では、時間シリーズからの各画像が基準時点に戻す計算を行なわれる。すなわち、相応の運動フィールドが画像に対して逆方向に適用される。これは、場合によっては、ステップ１０におけるＥＣＧゲーティングがステップ１２におけるＥＣＧゲーティングと一致せず、時間シリーズが時間的に一致しないときに、補間法を使用して行なわれる。このようにして基準時点に戻す計算を行なわれた多数の画像データが得られる。これらの画像データは、それぞれ基準時点に存在する状態で心臓を示しているが、しかし心周期における遅れた時点でのデータ値に基づいて求められたものである。
【００２６】
ステップ１８では、個々の画像データの信号雑音比を最適にするために、ＰＥＴまたはＳＰＥＣＴ時間シリーズからの運動補償された画像が相互に加算される。今や診断のために一層好適である高い信号雑音比を有する基準時点での心臓の撮像が得られる。
【００２７】
簡単に繰り返すに、本発明は次のこと、すなわち、ＣＴにより心臓運動の算出が可能にされ、この算出された運動に基づいてＰＥＴ画像またはＳＰＥＣＴ画像における補正が行なわれ、しかも好ましくは互いに結合されている両時間シリーズに対するＥＣＧゲーティングの使用が基礎となっていること（矢印２０参照）に基づいている。
【図面の簡単な説明】
【００２８】
【図１】本発明による方法の経過を示すフローチャート
【符号の説明】
【００２９】
１０        ＥＣＧゲーティングをともなうＰＥＴまたはＳＰＥＣＴ時間シリーズの撮影
１２        ＥＣＧゲーティングをともなうＣＴ時間シリーズの撮影
１４        運動フィールド算出
１６        ＰＥＴまたはＳＰＥＣＴ時間シリーズの運動補償
１８        運動補償されたＰＥＴまたはＳＰＥＣＴ時間シリーズの加算
２０        結合
【図１】
2006300938.tif 000003