(57)【要約】  マルチモダリティシステム１０は、核医学イメージングシステム１２及びコンピュータ断層撮影（ＣＴ）スキャナ１４を含む。核医学システム１２は、ＰＥＴ再構成プロセッサ５０によりＰＥＴブロブ画像に再構成される電子データを取得するＰＥＴスキャナ２８を含む。ＣＴスキャナ１４は、ＣＴ再構成プロセッサ５６により３次元ＣＴボクセル画像に再構成されるスキャンデータを取得する。補間プロセッサ６２は、ＰＥＴブロブ画像をＣＴボクセル空間に直接的に補間する。一度、ＰＥＴ画像及びＣＴ画像が同じ空間になると、結合手段１１０により結合される。ビデオプロセッサ６６は、受信された複合ＰＥＴ−ＣＴデータをモニタ６８に表示するために処理する。
2008525054.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
対象の関心領域の電子データの第１のセットを得る第１のスキャナと、
前記対象の前記関心領域の電子データの第２のセットを得る第２のスキャナと、
前記第１のセットを非ボクセル空間における非ボクセル空間の第１のスキャナ画像表現に再構成する第１の再構成手段と、
前記第２のセットを第２の画像空間における第２の画像表現に再構成する第２の再構成手段と、
前記第１のセットの前記非ボクセル空間の第１のスキャナ画像表現を前記第２の画像空間に直接的に変換する手段と、
を有する診断イメージングシステム。
【請求項２】
前記第１の再構成手段が、
前記電子データの第１のセットをブロブに再構成するブロブ手段、
を含む、請求項１に記載の診断イメージングシステム。
【請求項３】
前記ブロブが、体心立方構成の体心点をそれぞれ中心とした球である、請求項２に記載の診断イメージングシステム。
【請求項４】
各ブロブが、
カイザーベッセル関数、及び
ガウシアン関数、
の少なくとも１つにより記述される密度を持つ、請求項２に記載の診断イメージングシステム。
【請求項５】
前記ブロブが、カイザーベッセル関数ｂ(ｒ)により記述され、
【数１】
2008525054.tif 000008
であり、ここでｒはブロブ中心からの動径方向距離であり、Ｉｍは次数ｍの第１種変形ベッセル関数を示し、ａは前記ブロブのサポートの半径であり、αは前記ブロブの形状を制御する非負実数であり、ｍは境界ｒ＝ａにおける前記ブロブの滑らかさを制御する非負整数である、請求項４に記載の診断イメージングシステム。
【請求項６】
前記ブロブ手段が、
前記ブロブの形状を制御するために最適なパラメータｍ、ａ及びαを選択するパラメータ選択手段、
を含む、請求項５に記載の診断イメージングシステム。
【請求項７】
前記第１の再構成手段が、
互いに重なる大きさの前記ブロブの中心を立方体中心に一致させる体心立方格子手段、
を更に含む、請求項３に記載の診断イメージングシステム。
【請求項８】
前記第２の画像空間が、ボクセルベースのデカルト格子画像である、請求項３に記載の診断イメージングシステム。
【請求項９】
前記変換する手段が、
ボクセル画像空間の各ボクセルの中心点を決定する手段と、
ボクセル空間の第１のスキャナ画像を規定するために各決定された表現ボクセル中心に対応する体心立方空間画像表現内の点を決定する手段と、
を含む、請求項８に記載の診断イメージングシステム。
【請求項１０】
前記変換する手段が、
複合ボクセル画像を再構成するためにブロブ画像表現における前記決定された点と重なる全てのブロブを合計する手段、
を更に有し、
【数２】
2008525054.tif 000009
であり、ここでｆ(ｘ,ｙ,ｚ)は複合３次元画像表現であり、Φblobはブロブ画像表現であり、Φvoxelはボクセル空間の第１のスキャナ画像表現であり、ｎは前記ブロブ画像におけるサンプリング点の数であり、ｍは前記ボクセル画像におけるサンプリング点の数であり、Δ2はブロブサイズ又はサンプリング間隔であり、Δ1は前記ボクセル画像空間におけるボクセルサイズ又はサンプリング間隔であり、ｃnは各サンプリング点ｎにおける画像係数であり、ｔmは各サンプリング点ｍにおける画像係数であり、前記ボクセルの中心上に位置するブロブの数に依存する、請求項９に記載の診断イメージングシステム。
【請求項１１】
前記ブロブ画像表現及び前記ボクセル画像表現を互いにレジストレーションするために（ａ）ボクセル中心に対応する前記ブロブ画像表現内の点を決定する前の前記ボクセル空間の第１のスキャナ画像表現と、（ｂ）前記ボクセル空間と、（ｃ）前記非ボクセル空間の第１のスキャナ画像表現との少なくとも１つに以前に決定された系変換マトリクスを適用する位置調整手段、
を更に含む、請求項９に記載の診断イメージングシステム。
【請求項１２】
前記ボクセル空間の第１のスキャナ画像表現を前記第２のスキャナ画像表現と結合する結合手段、
を更に含む、請求項１１に記載の診断イメージングシステム。
【請求項１３】
前記第１のスキャナ及び前記第２のスキャナが、ＰＥＴ、ＳＰＥＣＴ、ＭＲＩ、超音波、蛍光透視、ＣＴ及びデジタルＸ線の少なくとも２つの含む、請求項１に記載の診断イメージングシステム。
【請求項１４】
対象の関心領域の電子データの第１のセットを得るステップと、
前記対象の前記関心領域の電子データの第２のセットを得るステップと、
前記第１のセットを非ボクセル画像空間における非ボクセル空間の第１のスキャナ画像表現に再構成するステップと、
前記第２のセットを第２の画像空間における第２の画像表現に再構成するステップと、
前記第１のセットの前記非ボクセル空間の第１のスキャナ画像表現を前記第２の画像空間に直接的に変換するステップと、
を有する診断イメージングの方法。
【請求項１５】
各ブロブがカイザーベッセル関数ｂ(ｒ)、
【数３】
2008525054.tif 000010
であり、ここでｒはブロブ中心からの動径方向距離であり、Ｉｍは次数ｍの第１種変形ベッセル関数を示し、ａは前記ブロブのサポートの半径であり、αは前記ブロブの形状を制御する非負実数であり、ｍは境界ｒ＝ａにおける前記ブロブの滑らかさを制御する非負整数である、請求項１４に記載の方法。
【請求項１６】
前記ブロブの形状を制御するために最適なパラメータｍ、ａ及びαを選択するステップ、
を更に含む、請求項１５に記載の方法。
【請求項１７】
前記変換するステップが、
ボクセルベースのデカルト空間画像における各ボクセルの中心点を決定するステップと、
前記ボクセル中心に対応する体心立方（ｂｃｃ）空間画像内の点を決定するステップと、
を含む、請求項１５に記載の方法。
【請求項１８】
球内のデータが、各ｂｃｃ点を中心とし、少なくとも隣接したｂｃｃ点と重なり、前記変換するステップが、
前記ボクセル中心に対応する前記ブロブ画像表現内の点と重なる全てのブロブを合計するステップと、
複合ボクセル画像ｆ(ｘ,ｙ,ｚ)を再構成するステップと、
を含み、
【数４】
2008525054.tif 000011
であり、ここでｆ(ｘ,ｙ,ｚ)は複合３次元画像表現であり、Φblobはブロブ画像表現であり、Φvoxelはボクセル空間の第１のスキャナ画像表現であり、ｎは前記ブロブ画像におけるサンプリング点の数であり、ｍは前記ボクセル画像におけるサンプリング点の数であり、Δ2はブロブサイズ又はサンプリング間隔であり、Δ1は前記ボクセル画像空間におけるボクセルサイズ又はサンプリング間隔であり、ｃnは各サンプリング点ｎにおける画像係数であり、ｔmは各サンプリング点ｍにおける画像係数であり、前記ボクセルの中心上に位置するブロブの数に依存する、請求項１７に記載の方法。
【請求項１９】
前記ボクセル空間の第１のスキャナ画像表現を前記第２のスキャナ画像表現と結合するステップ、
を更に含む、請求項１８に記載の方法。
【請求項２０】
前記第１のスキャナ及び前記第２のスキャナが、ＰＥＴ、ＳＰＥＣＴ、ＭＲＩ、超音波、蛍光透視、ＣＴ及びデジタルＸ線の少なくとも２つを含む、請求項１４に記載の方法。
【請求項２１】
請求項１４に記載の方法を実行する診断イメージングシステム。
【請求項２２】
第１のスキャナと、
第２のスキャナと、
請求項１４に記載の方法及び機能を実行するようにプログラムされたデータプロセッサと、
を有するマルチモダリティイメージングシステム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、診断イメージングシステム及び方法に関する。ＰＥＴ−ＣＴシステムのようなマルチモダリティシステムに関連した特定の応用を見出す。本発明が、ＳＰＥＣＴ、ＣＴ、超音波、ＭＲＩ、及び蛍光透視等の様々な組み合わせにも適用可能であると理解される。
【背景技術】
【０００２】
マルチモダリティ断層撮影システムにおいて、２以上の異なる感知モダリティが、対象空間内の異なる成分を見つける又は測定するために使用される。ＰＥＴ−ＣＴシステムにおいて、ＰＥＴは、周囲の解剖学的構造の画像を作成するよりむしろ体内の高い代謝活動の画像を作成する。ＣＴスキャンは、医師が人間の体内の内部構造を見ることを可能にする。ＰＥＴ−ＣＴスキャンを行う前に、患者は、放射性医薬品の投薬を受ける。前記医薬品は、血液を通って運ばれ、特定の器官又は領域に集中し、血液及びこの器官又は領域から放射線を放出させる。スキャン中に、放出された放射線の出力（tracings）は、前記システムにより検出され、前記患者内の放射性医薬品の分布の画像を作成する。前記画像は、循環系及び／又は様々な領域若しくは器官における放射性医薬品の相対吸収を示すことができる。ＰＥＴ−ＣＴ画像における前記ＰＥＴスキャンからの代謝データと前記ＣＴスキャンからの解剖学的データとの統合は、医師に視覚的情報を与え、病気が存在するかどうか、病気の場所及び程度を決定し、病気がどれだけ速く広がっているかを追跡する。前記ＰＥＴ−ＣＴシステムは、治療が難しい領域（例えば頭部及び頸部領域、縦隔、術後腹部）、及び放射線治療又は化学療法を受ける患者に対する治療領域の位置測定（localization）において特に役立つ。
【０００３】
典型的には、ＰＥＴ−ＣＴ画像の再構成のプロセスにおいて、ＰＥＴ画像表現は、臨床的解釈のための複合画像を作成するためにＰＥＴ画像空間からＣＴ画像空間に変換される。前記スキャンの前に、前記ＰＥＴシステム及び前記ＣＴシステムは、機械的に位置調整される（aligned）が、しかしながら、ほとんどの場合、結合の前に前記ＰＥＴ画像及び前記ＣＴ画像の正確な位置調整のために使用される必要がある軽微な補正が存在する。現在では、変換パラメータは、両方のモダリティにおいて撮像可能であるファントムを使用するようなキャリブレーション（calibration）中に得られる。
【０００４】
これまでは、ＰＥＴ及びＣＴ画像データは、両方とも、しかしながら異なるスケール（異なるサイズのボクセル）で、ボクセルの３次元長方形アレイに再構成されていた。低解像度ＰＥＴ画像のデカルト格子と、高解像度ＣＴ画像のデカルト格子との間の変換は、比較的直接的であったが、時々変換又は補間（interpolation）誤差を追加され、精度及び画質を劣化される。
【０００５】
ここで、前記ＰＥＴ画像は、しばしば非デカルト格子を持つブロブ空間に再構成される。完全に一様な値であるボクセルと異なり、各ブロブ内の値は、非一様である。更に、前記ブロブは重なる。現在、再構成されたＰＥＴブロブ画像は、まず従来のボクセルベースのデカルト格子画像に変換される。ＰＥＴボクセルは再びＣＴボクセルとは異なるサイズなので、ＰＥＴボクセル画像は、この場合、ＣＴボクセルサイズに変換される。２回の補間を実行することは、内在する変換関連誤差を悪化させる。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
本発明は、上述の問題等を克服する新しい改良されたイメージング装置及び方法を提供する。
【課題を解決するための手段】
【０００７】
本発明の一態様によると、診断イメージングシステムが開示される。第１のスキャナは、対象の関心領域の電子データの第１のセットを得る。第２のスキャナは、前記対象の前記関心領域の電子データの第２のセットを得る。第１の再構成手段は、前記第１のセットを非ボクセル画像空間内の非ボクセル空間の第１のスキャナ画像表現に再構成する。第２の再構成手段は、前記第２のセットを第２の画像空間内の第２の画像表現に再構成する。１つの手段は、前記第１のセットの前記非ボクセル空間の第１のスキャナ画像表現を前記第２の画像空間に直接的に変換する。
【０００８】
本発明の他の態様によると、診断イメージングの方法が開示される。対象の関心領域の電子データの第１のセットが得られる。前記対象の前記関心領域の電子データの第２のセットが得られる。前記第１のセットは、非ボクセル画像空間における非ボクセル空間の第１のスキャナ画像に再構成される。前記第２のセットは、第２の画像空間における第２の画像表現に再構成される。前記第１のセットの前記非ボクセル空間の第１のスキャナ画像表現は、第２の画像空間に直接的に変換される。
【０００９】
本発明の１つの利点は、全体的な画質を向上することにある。
【００１０】
他の利点は、計算及びメモリ要求を減少することにある。
【００１１】
他の利点は、より正確な結合画像にある。
【００１２】
本発明の更に他の利点及び利益は、好適な実施例の以下の詳細な記載を読み、理解すると、当業者に明らかになる。
【００１３】
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、並びに様々なステップ及びステップの構成の形を取ることができる。図面は、好適な実施例を説明する目的のみであり、本発明を限定するように解釈されるべきでない。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１４】
図１を参照すると、マルチモダリティシステム１０は、核医学イメージングシステム１２と、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）スキャナ１４とを含む。ＣＴスキャナ１４は、非回転ガントリ１６を含む。Ｘ線管１８は、回転ガントリ２０に取り付けられる。ボア（bore）２２は、ＣＴスキャナ１４の検査領域２４を規定する。放射線検出器２６のアレイは、回転ガントリ２０上に配置され、Ｘ線が検査領域２４を横断した後のＸ線管１８からの放射線を受ける。代わりに、検出器２６のアレイは、非回転ガントリ１６上に配置されてもよい。
【００１５】
核医学イメージングシステム１２は、好ましくは、トラック３０上に取り付けられた陽電子放出断層撮影（ＰＥＴ）スキャナ２８を含む。もちろん、ＳＰＥＣＴ及び他の核医学イメージングシステムも考えられる。トラック３０は、対象サポート又は寝台３２の長手方向軸に平行に延在し、したがってＣＴスキャナ１４及びＰＥＴスキャナ２８が閉じたシステムを形成することを可能にする。モータ及びドライブのような移動手段３４は、スキャナ２８を、閉じた位置の中及び外に移動するために設けられる。検出器３６は、検査領域４０を規定するボア３８の周りに配置される。前記ＰＥＴシステムにおいて、検出器３６は、好ましくは、静止したリング内に配置されるが、回転可能なヘッドも考えられる。前記ＳＰＥＣＴシステムにおいて、検出器３６は、好ましくは、前記患者に対する回転及び動径方向運動のために取り付けられた個別のヘッドに組み込まれる。モータ及びドライブのような寝台移動手段４２は、検査領域２４、４０における寝台３２の長手方向運動及び垂直調整を提供する。
【００１６】
下でより詳細に論じられるように、ＰＥＴスキャナ２８は、電子データを取得し、前記電子データは、ＰＥＴ再構成プロセッサ又はプロセス５０によりＰＥＴブロブ画像に再構成され、ＰＥＴブロブ画像メモリ５２に記憶される。適切なブロブ再構成アルゴリズムは、Lewitt（１９９０）及びLewitt（１９９２）に記載されている。
【００１７】
図２及び３を参照すると、ブロブは、体心立方構成の端点（corner point）又は体心点をそれぞれ中心とする球として概念的に説明されることができる。前記球は、端点５２の間隔より大きく、例えば、端点間の間隔の２−１／２倍に等しい直径である。各ブロブ内で、前記グレイスケール（又は強度値）は、中心において最大であり、球対称ベッセル関数、ガウシアン又は図４に見られるような他の滑らか若しくは区分的に滑らかな曲線で外周に向かって減少する。
【００１８】
再び図１を参照すると、ＣＴスキャナ１４は、スキャンデータを取得し、前記スキャンデータは、ＣＴ再構成プロセッサ又はプロセス５６により３次元ＣＴボクセル画像に再構成され、ＣＴ画像メモリ５８に記憶される。前記ＣＴデータは、好ましくは、３次元デカルト座標系により規定された長方形ボクセルに再構成される。典型的には、前記ＣＴボクセルは、前記ＰＥＴの端点間隔より大幅に小さく、例えば３ないし６ｍｍに対して１ないし３ｍｍである。補間プロセッサ又はプロセス６２は、前記ＰＥＴブロブ画像を前記ＣＴボクセル空間、即ち前記ＣＴ画像と同じ３次元デカルト格子及びボクセルサイズを持つ画像に直接的に補間する。一度前記ＰＥＴ画像及び前記ＣＴ画像が同じ空間になると、前記画像は容易に合計又は結合される。結果の複合画像は、複合画像メモリ６４に記憶される。ビデオプロセッサ６６は、受信された複合ＰＥＴ−ＣＴデータを、１つ以上のモニタ６８に表示するために処理する。
【００１９】
図１を参照し続けると、スキャンの前のあるとき、イメージングシステム１０のＣＴ部分とＰＥＴ部分との間の変換マトリクスは、ＣＴ核マーカ（CT-nuclear marker）７２を含むファントム７０を使用することにより決定される。模範的なＣＴ核マーカ７２は、高濃度のＣＴ撮像可能材料のディスク又は球、及び中心における放射性同位体マーカを含む。前記マーカは、ＣＴスキャンの間に容易に識別されるために、前記ファントムとは大幅に異なるＣＴ数を持つ、ガラス充填テフロン（登録商標）又は他の適切な材料から構成されることができる。典型的には、前記放射性同位体マーカは、頻繁な交換を避けるために、比較的長い、好ましくは１００日以上の半減期を持つ同位体を含むバイアル（vial）である。ＰＥＴ−ＣＴの組み合わせに対して、好ましい同位体は、２．６年の半減期を持つＮａ−２２である。しかしながら、Ｇｅ−６８のようなより短い半減期を持つ同位体も同様に使用されうる。ＳＰＥＣＴ−ＣＴの組み合わせに対して、前記放射性同位体マーカに対する同位体は、１００日以上の半減期及び５０ｋｅＶないし７００ｋｅＶの強力なエネルギピークを持つ同位体から選択される。適切なＳＰＥＣＴ撮像可能な同位体の例は、Ｃｏ−５７、Ｇｄ−１５３、Ｃｄ−１０９、Ｃｅ−１３９、Ａｍ−２４１、Ｃｓ−１３７及びＢａ−１３３である。
【００２０】
ファントム７０と共にある寝台３２は、３次元画像がＰＥＴスキャナ２８により生成されるように、寝台移動手段４２により検査領域４０内に移動される。電子データは、ＰＥＴ再構成プロセッサ又はプロセス５０によりＰＥＴ画像に再構成される。各放射性同位体マーカの質量の中心の座標が決定される。
【００２１】
次に、寝台移動手段４２は、ＣＴ画像が取られるＣＴスキャナ検査領域２４にファントム７０を配置するように寝台３２を移動する。電子データは、ＣＴ再構成プロセッサ５６によりＣＴマーカの質量の中心の３次元ＣＴ画像に再構成される。前記ＰＥＴ画像に対して計算される前記放射性同位体マーカ位置座標は、前記ＰＥＴ及びＣＴスキャナの既知の幾何学的構造及び機械的位置調整を使用してＣＴ画像空間に変換される。対応するマーカの座標が決定される。変換パラメータ又はマトリクス、例えば、前記ＰＥＴ画像及び前記ＣＴ画像を正確な位置調整に至らせる線形シフト、スケーリング、回転及び随意に非線形変換の量が、次に決定される。前記変換パラメータは、キャリブレーションメモリ８０に記憶され、後のスキャンの補間プロセス６２においてＰＥＴ画像及びＣＴ画像を互いに位置調整する位置調整プロセッサ又は手段８２により使用される。例えば、位置調整手段８２は、前記ブロブ画像を前記ＣＴ画像と位置調整するために前記ＰＥＴブロブ画像の端点及び中心点に決定された変換を適用することができる。
【００２２】
図１を参照し続け、更に図５を参照すると、対象と共にある寝台３２は、３次元画像がＰＥＴスキャナ２８により生成されるように、寝台移動手段４２により検査領域４０に移動される。電子データは、ＰＥＴ再構成プロセッサ５０によりブロブ空間に再構成される。
【００２３】
一般に、３次元のスキャンされた対象の連続分布ｆ(ｘ,ｙ,ｚ)は、中心が格子点ｐ(ｘn,ｙn,ｚn)を持つ格子上に配置された基底関数Φ(ｘ)のスケーリング及びシフトされた重なるコピーの合計により近似されることができ、即ち
【数５】
2008525054.tif 000003
であり、ここで｛(ｘn,ｙn,ｚn),ｎ＝０〜Ｎ−１｝は、サンプリング間隔Δで３次元空間内に一様に分布するＮ個のサンプリング点のセットであり、
ｃnは各サンプリング点ｎにおける画像係数である。
【００２４】
反復再構成アルゴリズムへの球対称体積要素又はブロブの補間は、再構成分野において周知である。一般に、ブロブは、球の中心における１から前記球の表面における０までの動径方向において滑らかに次第に小さくなる球対称の滑らかな釣鐘型プロファイル及び限定されたサポートにより特徴付けられる。球対称基底関数又はブロブは、形式、
Φblob(ｘ,ｙ,ｚ)＝ｂ(ｒ)＝ｂ(√（ｘ2＋ｙ2＋ｚ2）)  （３）
を持ち、ここでｒは原点からの動径方向の距離である。
【００２５】
好ましくは、ブロブ又はプロセス手段９０は、半径ａの球の中に以下の形式、
【数６】
2008525054.tif 000004
を持つカイザーベッセル窓関数（Kaiser-Bessel window function）を使用して前記電子データを前記球に再構成し、
ここでｒはブロブ中心からの動径方向の距離であり、
Ｉmは次数ｍの第１種の変形ベッセル関数を示し、
ａは（サンプリング間隔Δに対する）前記ブロブのサポートの半径であり、
αは前記ブロブの形状、例えば動径方向における関数のロールオフ（roll-off）を制御する非負実数であり、
ｍは境界ｒ＝ａにおける前記ブロブの滑らかさを制御する非負整数である。
【００２６】
パラメータ選択手段９２は、補間プロセス６２によりもたらされる結果に影響を与える３つのパラメータｍ、ａ及びαを選択する。αの小さな値は幅の広いブロブを生じるのに対し、αの大きな値は、細いピーク及び長いテールを持つブロブを生じる。パラメータｍは、前記関数の動径方向限界（ｒ＝ａ）における前記ブロブの連続性を制御することを可能にする。例えば、ｍが０に等しい場合、前記ブロブは、前記境界において連続的ではなく、ｍが０より大きい場合、前記ブロブは、前記境界において（ｍ−１）の連続導関数を持つ連続関数である。画像再構成においてボクセル基底関数を使用する従来の再構成と比較して、ブロブベースの再構成は、より良いコントラスト・ノイズ・トレードオフを持つ。
【００２７】
格子手段９４は、前記ＰＥＴブロブの中心を立方体の中心にシフトする。好ましくは、前記格子は、従来のボクセル立方格子の代わりに、図２に示されるような体心立方（ＢＣＣ）格子である。単純立方格子は、ボクセルベースの再構成に適しているが、しかしながら、大きな計算要求を生じるのでブロブベースの再構成に対する最適な格子ではないことが示されている。体心立方格子は、３次元空間内の前記ブロブのより等方性のある分布を可能にし、同じ画像表現精度に対して単純立方格子より√２倍少ない格子点を必要とする。体心立方格子を使用して、格子手段９４は、横断(ｘ,ｙ)面において前記ブロブの中心ｐ(ｘ,ｙ,ｚ)を互いから（サンプリング間隔Δに対して）ｂｃｃＲｓｚに等しい距離ｄ１だけ間隔をあける。軸ｚ方向において、格子手段９４は、前記ブロブの中心ｐ(ｘ,ｙ,ｚ)を互いからｂｃｃＲｓｚ／２に等しい距離ｄ２だけ間隔をあける。奇数横断面ブロブ中心ｐ'(ｘ,ｙ,ｚ)は、偶数横断面ブロブ中心ｐ"(ｘ,ｙ,ｚ)からｂｃｃＲｓｚ／２だけシフトされる。したがって、整数インデックス(ｉ,ｊ,ｋ)を持つブロブｎに対して、ブロブ中心ｐ(ｘ,ｙ,ｚ)は、サンプリング間隔Δに対して、
【数７】
2008525054.tif 000005
に配置され、ここでＮxblob、Ｎyblob及びＮzblobはブロブ空間内の前記対象のマトリクスサイズである。
【００２８】
ブロブフォーマットにおける再構成されたＰＥＴ画像は、ＰＥＴ画像メモリ５２に記憶される。
【００２９】
図１及び５を参照し続けると、寝台移動手段４２は、ＣＴ画像が取られるＣＴスキャナ検査領域２４内に前記対象を配置するように寝台３２を移動する。好ましくは、前記対象は、ＰＥＴ撮像領域内の撮像位置と同じであると幾何学的及び機械的に予測されるＣＴ検査領域２４内の位置に移動される。電子データは、ＣＴ再構成プロセッサ５６により３次元ＣＴ画像に再構成され、ＣＴ画像メモリ６２に記憶される。
【００３０】
補間プロセッサ又はプロセス６２は、ＰＥＴブロブデータをＣＴボクセル空間に補間する。より具体的には、位置調整手段８２は、ブロブ空間をＣＴボクセル空間と位置調整するために以前に決定された変換マトリクス、例えば回転及び平行移動を使用する。一実施例において、位置調整手段８２は、ブロブ空間をボクセル空間と位置調整するためにブロブ格子点ｐ(ｘ,ｙ,ｚ)にアフィン変換を適用する。代替的には、位置調整手段８２は、前記ＰＥＴ画像メモリ内の画像が前記ＣＴ画像メモリ内の画像と位置調整されるように格子手段９４におけるｂｃｃ格子に前記以前に決定された変換を適用することができる。ＰＥＴ画像空間をＣＴ画像空間に変換する手段９８は、ＰＥＴブロブ画像をＣＴボクセル画像に変換する。
【数８】
2008525054.tif 000006
ここで、ｆ(ｘ,ｙ,ｚ)は複合３次元画像表現であり、
ΦblobはＰＥＴブロブ画像表現であり、
ΦvoxelはＣＴ画像ボクセル表現であり、
ｎはＰＥＴ画像空間におけるサンプリング点の数であり、
ｍはＣＴ画像空間におけるサンプリング点の数であり、
ΔPETはＰＥＴ画像ボクセルサイズ（サンプリング間隔）であり、
ΔCTはＣＴボクセルサイズであり、
ｃnは各サンプリング点ｎにおける画像係数であり、
ｔmは各サンプリング点ｍにおける画像係数であり、ＣＴボクセルｖの中心上に位置するブロブの数に依存する。
【００３１】
より具体的には、ボクセル中心決定手段１００は、各ＣＴボクセルｖの中心点１０２の位置を決定する。ボクセル中心をブロブ点に変換する手段１０４は、ボクセルｖをブロブ空間に投影し、ＰＥＴブロブ領域における前記ボクセルの中心に対応する点ｖ'を決定する。ブロブ空間内の各点の値は、所定の点を覆う全てのブロブの点における密度値の和である。合計手段１０６は、点ｖ'上に位置する全ての重なるブロブを合計する。より具体的には、合計手段１０６は、各ＣＴボクセルｖの中心ｍ＝(ｉ',ｊ',ｋ')に対するＰＥＴ画像係数ｔmを決定する。
【数９】
2008525054.tif 000007
ｘm＝ｘoffset／ΔPET＋(ｉ'−Ｍxvoxel／２＋０．５)×ΔCT／ΔPET
ｙm＝ｙoffset／ΔPET＋(ｊ'−Ｍyvoxel／２＋０．５)×ΔCT／ΔPET  （８）
ｚm＝ｚoffset／ΔPET＋(ｋ'−Ｍzvoxel／２＋０．５)×ΔCT／ΔPET
ここで、Ｍxvoxel、Ｍyvoxel及びＭzvoxelはＣＴボクセル空間における前記対象のマトリクスサイズであり、(ｘoffset,ｙoffset,ｚoffset)はＰＥＴ画像原点に対するＣＴ画像原点のオフセットである。
【００３２】
一実施例において、合計手段１０６は、ボクセルｖの中心点だけでなく、ボクセルｖの全領域に対応する点を合計する。もちろん、ＣＴボクセルｖの一部の部分に対応するブロブ密度は、他より重く重み付けされてもよい。ＣＴ空間ＰＥＴ画像は、ボクセル化ＰＥＴ画像メモリ１０８に記憶される。結合手段１１０は、同様にフォーマットされたＰＥＴ画像及びＣＴ画像を結合し、結合画像を複合画像メモリ６４にロードする。様々な結合が考えられる。一例において、２つの画像は単純に合計される。他の例において、前記ＰＥＴ画像はカラーで表示され、前記ＣＴ画像は白黒で表示される。他の例において、前記ＣＴ画像は静止しており、前記ＰＥＴ画像は、放射性医薬品の摂取又は排出を示す画像の時間発展系列として表示される。多くの他の複合画像も考えられる。
【００３３】
ＰＥＴボクセル画像空間への前記ＰＥＴ画像の中間ボクセル化をスキップして直接的に前記ＰＥＴブロブ画像を前記ＣＴボクセル画像空間に変換することにより、結果画像は、より連続的なプロファイル、より良い画質を持ち、より少ない計算量を要求する。
【００３４】
もちろん、補間プロセス６２が、２次元ＰＥＴブロブ空間から２次元ＣＴ画素空間に、及びその逆に前記データを変換することができることも考えられる。
【００３５】
３次元／２次元画像補間プロセス６２における使用に関してＰＥＴ電子データをブロブに変換するのに適した空間的に局所化された関数の例は、２次元に対する画素及び３次元に対するボクセルのような長方形形状基底関数、２次元における双線形関数、２次元における３次Ｂスプライン関数、２次元及び３次元におけるトランケートガウシアン（truncated Gaussian）、２次元における２つの二乗余弦釣鐘（raised-cosine bell）の積、球対称一般化カイザーベッセル基底関数及び長球波関数（prolate spheroidal wave functions）等のような球対称基底関数、並びに直交指向方形角錐（orthogonal-oriented quadrature pyramid）（ＨＯＰ）基底関数等を含む。３次元／２次元画像補間プロセス６２における使用に関してＰＥＴ電子データをブロブに変換するのに適した空間的に局所化されない関数の例は、空間的に局所化されない基底関数、ガウシアン基底関数、フーリエ変換のような正弦波／余弦波基底関数、一般化カイザーベッセル基底関数のフーリエ変換、及びウェーブレット基底関数等を含む。３次元／２次元画像補間プロセス６２における使用に関してＰＥＴ電子データをブロブに変換するのに適切な基底関数の他の例は、自然画素（natural pixel）基底関数である。
【００３６】
本発明は、好適な実施例に関連して記載されている。先行する詳細な記載を読み、理解すると、修正及び変更が他に思いつくかもしれない。本発明は、添付の請求項及び同等物の範囲内に入る限り全てのこのような修正及び変更を含むと解釈されることが意図される。
【図面の簡単な説明】
【００３７】
【図１】マルチモダリティ診断イメージングシステムの概略図である。
【図２】体心立方格子を概略的に示す。
【図３】デカルト格子画像空間に投影された２次元ブロブを概略的に示す。
【図４】滑らかな曲線の関数によるブロブ内のグレイスケール強度値の概略的表現である。
【図５】マルチモダリティ診断イメージングシステムの一部の概略図である。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【国際調査報告】
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