(57)【要約】ＰＥＴイメージングにおける長い走査時間は、患者又は器官の動きのために、分解能を著しく損ねることになる。本発明によれば、関心物体の動き及び/又は歪みを表現する動きフィールドに基づいて中間画像を順投影及び/又は逆投影することによって歪み又は動きを補償することができる。【特許請求の範囲】
【請求項１】
物体の計測線−積分値から画像を再構成する方法であって、計測線−積分値を複数の一時的一時的ビンに入れるステップと；複数の一時的ビンに対する複数の動きフィールドを決定するステップと；複数の一時的ビンのうちから選択した１つのビンから第１データを選択するステップと；前記複数の動きフィールドのうち、前記選択した一時的ビンに属する動きフィールドを用いることによって第２データを形成するために中間画像を順投影するステップと；第１データと第２データとの差を求めるステップと；この差に基づいて中間画像を更新するステップとを具えている画像再構成方法。
【請求項２】
前記中間画像を、前記選択した一時的ビンに属する動きフィールドを用いることによって行なわれる逆投影に基づいて更新する、請求項１記載の方法。
【請求項３】
前記複数の動きフィールドが、計測線−積分値に関する中間画像の基本関数に対する位置変位及び局所変形についての情報を包含する、請求項１記載の方法。
【請求項４】
前記それぞれのステップを、最終判定基準が満たされるまで繰り返し実行する、請求項１記載の方法。
【請求項５】
前記複数の動きフィールドが、中間画像の参照格子に対する前記物体の少なくとも１つの動き及び変形を表現する、請求項１記載の方法。
【請求項６】
前記複数の動きフィールドが一組の画像から決定され、これらの各画像は、前記複数の一時的ビンのうち、１つのビンのみからのデータを用いることによって再構成される、請求項１記載の方法。
【請求項７】
計測線−積分値から画像を再構成するための画像処理装置であって、ポジトロン放射データを格納する記憶装置と、計測線−積分値から画像を再構成するための画像プロセッサとを具えており、該画像プロセッサに以下の作動、即ち、計測線−積分値を複数の一時的ビンに入れ；複数の一時的ビンに対する複数の動きフィールドを決定し；複数の一時的ビンのうちから選択した１つのビンから第１データを選択し；前記複数の動きフィールドのうち、前記選択した一時的ビンに属する動きフィールドを用いることによって第２データを形成するために中間画像を順投影し；第１データと第２データとの差を求め；この差に基づいて中間画像を更新する各作動を行なわせるようにした画像処理装置。
【請求項８】
計測線−積分値を格納する記憶装置及び画像プロセッサを具えているポジトロン放射断層撮影システムであって、前記画像プロセッサが以下の動作、即ち、計測線−積分値を複数の一時的ビンに入れ；複数の一時的ビンに対する複数の動きフィールドを決定し；複数の一時的ビンのうちから選択した１つのビンから第１データを選択し；前記複数の動きフィールドのうち、前記選択した一時的ビンに属する動きフィールドを用いることによって第２データを形成するために中間画像を順投影し；第１データと第２データとの差を求め；この差に基づいて中間画像を更新する各作動を行なうべく構成されるようにしたポジトロン放射断層撮影システム。
【請求項９】
コンピュータプログラム手段をプロセッサで実行させる際に、プロセッサに以下のステップ、即ち、計測線−積分値を複数の一時的ビンに入れるステップと；複数の一時的ビンに対する複数の動きフィールドを決定するステップと；複数の一時的ビンのうちから選択した１つのビンから第１データを選択するステップと；前記複数の動きフィールドのうち、前記選択した一時的ビンに属する動きフィールドを用いることによって第２データを形成するために中間画像を順投影するステップと；第１データと第２データとの差を求めるステップと；この差に基づいて中間画像を更新するステップを実行させるコンピュータプログラム手段を具えているコンピュータプログラムプロダクト。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、ディジタルイメージングの分野に関する。特に、本発明は、ポジトロン放射断層撮影（ＰＥＴ）、単光子放射計算断層撮影（ＳＰＥＣＴ）及び計算断層撮影（ＣＴ）におけるような投影から動き補償された画像を再構成することに関する。さらに具体的に云うと、本発明は、物体からの放射又は被写体の透過データから画像を再構成する方法、放射又は透過データから画像を再構成するための画像処理装置、ＰＥＴ，ＳＰＥＣＴ，又はＣＴシステム、及びコンピュータプログラムプロダクトに関する。
【背景技術】
【０００２】
放射型のコンピュータ断層撮影として知られている医療診断画像技術では、物体から放射されるガンマ線を検出することに基づいて物体の像を生成する。ガンマ線は物体中に累積されたトレーサから放出させることができる。このようなトレーサは、例えば１８Ｆ‐フルオロデオキシグルコースに基づくものとすることができる。ポジトロン放射断層撮影（ＰＥＴ）では、撮像すべき物体内でのポジトロン−電子の消滅によって、ガンマ線が、（ほとんど）正確に反対方向に飛行する２つのガンマ光子の対として放射される。ガンマ光子の各対が形成する通路は、「同時計数線（line of response）」と称されることもある線を表す。物体内のポジトロン放射造影剤又はトレーサの特定な分布は、同時係数（coincidence）のこれらの線が一致する位置を計算することによって求めることができる。このような情報の集合を用いて画像を再構成することができる。
【０００３】
ガンマ光子によって伝えられるエネルギーは一般に、検討中の物体の回りにアレイ状に配置した検出器によって検知される。検出器は、同時計数線を生じさせた事象の位置を記録すべく、ガンマ光子によって伝えられるエネルギーを電気エネルギーに変換する。検出したガンマ光子を表す電気信号は、通常は、構体、器官又は診断下にある患者の像を形成すべく位置データを処理することができるプログラムディジタルコンピュータを具えているシステムによって処理することができる。ＰＥＴ撮像の目的は、人体又は被写体内の造影剤又はトレーサの分布を再構成することにある。この分布を放射像と称し、これは放射測定、即ち、上述したようにして取得される放射データから再構成することができる。
【０００４】
斯様な測定に要する期間は、トレーサ又は使用する造影剤の半減期、並びにシステムが処理できる最大計数速度に依存し、この期間は、たまに１０分から４５分になる。従来は、測定期間中、物体の位置と方向を共に固定させる必要があった。このような静止体位は、人体や動物にとっては極めて苦痛である。また、極めて長い走査時間は、特に、データの取得中に鼓動及び呼吸動作が存在する心臓や胸部撮影の場合に、患者や器官の動きのために、分解能が著しく損なわれることになる。また、関心物体の動き又は変形によるアーチファクトが、画像再構成によって得られる画像に出現することになる。既知の技法では、ある特定の段階の動きに属するデータのみを画像の再構成に用いている。これによりアーチファクトは少なくなり、画像の鮮鋭度は良くなるが、その画像の再構成用にいくばくかのデータが最早使用されなくなるために、信号対雑音比がかなり低減する。
【発明の開示】
【０００５】
本発明の目的は画像の再構成を改善することにある。
【０００６】
本発明の態様によれば、上記目的は、物体の計測線−積分値（measured line-integrals）から画像を再構成する請求項１に記載の方法によって解決することができる。本発明の模範的な例によれば、計測線−積分値を複数の一時的ビン（temporal bin）に入れ（binned）、これら複数の一時的ビンに対する複数の動きフィールドを決定し、且つ複数の一時的ビンのうちから選択した１つのビンから第１データを選択する。次に、前記複数の動きフィールドのうち、前記選択した一時的ビンに属する動きフィールドを用いることによって第２データを形成するために中間画像を順投影する。そして、第１データと第２データとの差を求めて、この差に基づいて中間画像を更新する。
【０００７】
上述した方法の利点は、関心物体の動き及び変形を考慮することにある。さらに、尤度関数を最大にすることもできる。総体的に、斯かる本発明の模範的な例によれば、関心物体に動きや変形があっても、画像を適切に再構成し、信号対雑音比が高い鮮鋭な画像を得ることができる。
【０００８】
請求項２〜６は本発明の他の好適例を提供する。
【０００９】
請求項７に記載した本発明の他の模範的な例は、例えばＰＥＴ画像の再構成中に、関心物体の動き及び/又は変形を考慮する計測線−積分値から画像を再構成する画像処理装置を提供する。
【００１０】
請求項８に記載した本発明の他の模範的な例は、陽子放射断層撮影システムを提供するもので、これは、例えば参考までにここに含める米国特許第５，７０３，３６９号に開示されているようなスキャナーシステムを含むことができ、これにより、関心領域が動いていたり、及び/又は変形したりしていても、鮮鋭なＰＥＴ画像を得ることができる。
【００１１】
請求項９に記載した本発明の他の模範的な例によれば、コンピュータプログラムをプロセッサに実行させる際に、そのプロセッサに本発明による方法に対応する作動を実行させるコンピュータプログラムを含むコンピュータプログラムプロダクトを提供する。コンピュータプログラムは任意の適当なプログラミング言語、例えばＣ++で書くことができる。コンピュータプログラムプロダクトは、ＣＤ‐ＲＯＭのような、コンピュータで読み取り可能な媒体に格納することができる。また、これらのコンピュータプログラムは、ワールド・ワイド・ウェブのようなネットワークから入手することもでき、このようなネットワークからコンピュータプログラムを画像処理ユニットやプロセッサ、又は任意の適当なコンピュータにダウンロードすることができる。
【００１２】
本発明の模範的な例の要点は、計測線−積分値から、関心物体の動き及び/又は変形を考慮して画像を再構成する動き補償反復再構成技法を提供することにあることは明らかである。特に、本発明の一態様によれば、反復再構成技法の順投影を、中間画像の参照格子に対する物体の少なくとも１つの動き又は変形を記述する動きフィールドに基づいて行なうようにする。
【００１３】
本発明のこれら及び他の特徴は、以下述べる実施例を参照しての説明から明らかになるであろう。
本発明の模範的な実施例を以下図面を参照して説明する。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１４】
図１は本発明による画像処理デバイスの模範的な例を示す。この図１に示す画像処理デバイスは、画像処理兼制御プロセッサ１をメモリ２と一緒に含み、メモリ２内には、計測線−積分値、例えば検出したサイノグラム及び動作中に生成及び/又は更新される中間画像を格納することができる。画像処理兼制御プロセッサ（ＣＰＵ）１は、バスシステム３を介して、例えばここに参考までに含める米国特許第５，７０３，３６９号に記載されていようなＰＥＴスキャナーの如き撮像デバイス（図１には図示せず）に結合させることができる。画像処理兼制御プロセッサ１によって生成された画像は、この画像処理兼制御プロセッサ１に接続したモニタ４にてオペレータに表示させることができる。オペレータは、キーボード５又は図１には示してないマウスや、トラックボールのような他の入力手段によって画像処理兼制御プロセッサ１にアクセスすることができる。
【００１５】
さらに、画像処理兼制御プロセッサ１は、バスシステム３を介して、例えば関心物体の動きを監視する動きモニタに接続することもできる。例えば、患者の肺を撮影する場合には、動きセンサーを呼気センサーとすることができる。心臓を撮影する場合には、動きセンサーを心電計（ＥＣＧ）とすることができる。
【００１６】
図２は、本発明の模範的な実施例による図１に示した画像処理装置を作動させる方法のフローチャートを示す。
【００１７】
ステップＳ１での開始後に、放射データをステップＳ２にて取得する。これは、例えば適当なＰＥＴスキャナーを用いるか、又は記憶装置から放射データを読み取ることによって行なうことができる。放射データは、事象が発生していた同時計数線（ＬＯＲ）の位置及び/又は方位に関連する未知のトレーサ濃度に係わる複数の線積分値と、計測時間に亘る事象の積分とからなる。一般的に、同じか、又はほとんど同じＬＯＲを有する事象は、所謂線積分を求めるべく、加えられる。さらに、平行なＬＯＲに属する線積分値は一緒にグループ分けされる。このようなグループを投影データ（projection）と称する。０〜１８０度までの投影データを含むデータ構造は、通常サイノグラムと称されている。本発明の態様によるその後のステップＳ３では、放射データの事象を一時的ビンにさらに入れる。しかしながら、本発明の一態様によれば、所謂リストモード（list-mode）再構成法を用いることにより、空間的にビンされない単一事象に本発明を適用することもできる。
【００１８】
各一時的ビンは所定の動き状態に属する。換言するに、多少周期的な動きを伴う器官を撮影する場合には、放射データは、類似の相又は動き状態にて取得した投影データが同じ一時的ビン内にビンされるように配列し直す。事象がどの一時的ビンに属しているかについての判定は、呼気センサー又は心電計のような動きセンサーによって取得した情報に基づいて行なうことができる。本発明の一態様によれば、Nuclear Science, IEEE Transactions on, Volume: 48, 2001年6月3日発行の第756‐760頁における Klein, G.J.; Reutter, R.W.; Huesman, R.H. による論文“Four‐dimensional affine registration models for respiratory‐gated PET”に記載されているように、数１０又は数１００ミリ秒で平均を取った事象の重心の如き、放射データそのものにおける真性情報を用いることもできる。
【００１９】
三次元画像は標準の再構成技法を用いて各一時的ビンから再構成される。これらの画像は、妥当な信号対雑音比を得ると共に計算コストを適度に保つために、低い分解能にて再構成することができる。選択した参照画像（これは、例えば信号対雑音比が最高の画像とすることができる）に対する画像の動きを表す動きフィールドをステップＳ４にて各画像に対して求める。動きフィールドは所定の時点における関心物体の動き及び/又は変形を表す。動きフィールドは、Magnetic Resonance in Medicine 41: 第954‐963頁(1999年)におけるT. Schaffer, V. Rasche, I.C. Carlsenによる論文“Motion Compensated Projection Reconstruction”に記載されている方法に基づいて求めることができる。
【００２０】
図３はこのような動きフィールドの例を示す。図３の左側は乱されていない参照動きフィールドを示し、図３の右側の動きフィールドは、動きフィールドの格子が変形されている別の動き状態を示す。図３の左側と比較するに、図３の右側の格子における格子点ｒｉは、動きのためにベクトルΔｉだけ変位さている。
【００２１】
換言するに、動きフィールドの格子の格子点ｒｉは、関心物体の局所的な動き又は変形を表す。
【００２２】
次に、本発明の方法はステップＳ５に進み、ここでは第１の中間画像Ａ０（ｘ，ｙ）を決定する。この第１の中間画像Ａ０（ｘ，ｙ）は、例えば、均一分布データ、放射データをフィルタ処理した逆投影データ、又は放射データを単に逆投影したものとすることができる。次いで、次のステップＳ６にて、カウンタをｎ＝０に初期化する。その後のステップＳ７〜Ｓ１２では、動き補償される反復画像再構成を実行する。
【００２３】
ステップＳ７では、第１反復の場合における中間画像Ａ０+ｎ（ｘ，ｙ）、即ち、ステップＳ５で求めた第１の中間画像を、投影データに対応する動きフィールドを用いることによって順投影する。換言するに、中間画像Ａ０+ｎ（ｘ，ｙ）は、斯様な時点における関心物体の動きに対応する動きフィールドから収集した動き又は変形情報を用いることによって順投影される。
【００２４】
次に、その後のステップＳ８では、順投影した中間画像Ａ０+ｎ（ｘ，ｙ）を放射の対応する投影データと比較して、投影中間画像Ａ０+ｎ（ｘ，ｙ）と実際に計測した投影データとの差を求める。換言するに、ステップＳ８では、動き及び/又は変形補償中間画像と、その時点にて実際に計測した投影データとを比較する。簡単なケースでは、減算に基づいて差を求めることができる。
【００２５】
次いで、本発明の方法はステップＳ９へ進み、ステップＳ８にて求めた差又は誤差をステップＳ７で用いた動きフィールドを用いることにより逆投影する。これは、ステップＳ７での順投影中に中間画像Ａ０+ｎ（ｘ，ｙ）の個々のボクセルの積分加重値を記憶することによって簡単に行なうことができる。これらの積分荷重は、ボクセルが線積分にどの程度強力に寄与するかを規定する。ステップＳ９での逆投影中に適切な正規化を行なった後には同じ加重値を適用することができる。この結果、ステップＳ９では、新規の（更新された）中間画像が得られる。次にステップＳ１０へ進み、ここでは最終判定基準が適えられるか否かを確かめる。この最終判定基準は、例えば、反復が放射データの全ての投影に対して行なわれたこと、又は実際に計測した投影データと中間画像Ａ０+ｎ（ｘ，ｙ）との差が予定した閾値以下であることとすることができる。ステップ１０にて、最終判定基準が適えられないことが確かめられた場合には、ステップＳ１１に進み、ここではカウンタをｎ＝ｎ＋１に増分させて、ステップＳ７へ進み、ここでは、ステップＳ９にて求めた新規の中間画像を順方向に投影する。この場合、ステップＳ７〜Ｓ１１は、最終判定基準が適えられるまで反復的に繰り返す。ステップＳ１０で、最終判定基準が適えられることが確かめられた場合には、ステップＳ１２へと進み、ここで終了する。
【００２６】
換言するに、上述したように、反復再構成中には、選択した投影（又は選択した同時計数線ＬＯＲ）の情報に基づいて中間画像を更新する。各投影は所定の動き状態に属し、格子点ｒｉの位置はその動きによるベクトルΔｉだけ変位される。次に、ステップＳ７につき示したように、順投影では、選択した投影データ中の信号に対する各格子点に位置する活量の貢献度を計算する。本発明によれば、このステップにて、当面の動き状態における格子点の真の位置ｒｉ+Δｉを用いて、動き補償を行なうようにする。さらに本発明の一態様によれば、格子の局所変形を考慮する。局所トポロジーは重要であり、それは、格子点における画像値は格子点近傍における活量を表すからである。格子点近傍における活量の分布は、通常基本関数と称される。基本関数は、例えばボクセル又はブロブ（blob）とする。上述した本発明によれば、基本関数の形状も動きフィールドから導出される局所変形の影響を受ける。図２につき述べたように、これは、ステップＳ７での順投影及びステップＳ９での逆投影での投影に対応するそれぞれの動きフィールドを用いることにより行なう。第１近似法では、回転、シーアリング（sheering）及び/又は伸張又は圧縮によって斯様な局所変形を描写することができる。変形後に、ブロブを再正規化して、画像によって示される通常の活量を不変にすることができる。
【００２７】
上述したように、図３は２つの動きフィールドを示し、左側の第１動きフィールドは、参照一時的ビンに属する直角の変形されていない格子を含み；図３の右側には、格子点がベクトルΔｉによって変位された第２変形格子を示してある。図３の左側の動きフィールドは参照画像Ａ０+ｎ（ｘ，ｙ）の動きフィールドである。図３の右側の動きフィールドは、参照格子、即ち、図３の左側に示した参照動きフィールドとの比較時点ｔｉにおける関心物体の動き及び/又は変形を示す。上述したように、格子点ｒｉの近傍における活量を表す基本関数としては、ブロブ（blob）を用いることができる。図３の左側には、参照格子における格子点ｒｉに乱されていないブロブを示してある。図３の右側は、関心物体の動き及び変位を考慮した後の同じブロブの変位と歪みを示してある。図３の左側のものと比較するに、図３の右側では、ブロブが左側の丸い形状から、図３の右側では卵状に変形されている。さらに、ブロブの位置が右側に移動し、しかもブロブの広さも増大している。
【００２８】
図４の左側は２Ｄ（二次元）標準ブロブの３Ｄ（三次元）ビューを示す。図４の右側は、局所変形を一方向に1.5のファクタだけ圧縮した場合のブロブのビューを示す。
【００２９】
従って、本発明の態様によれば、参照画像Ａ０+ｎ（ｘ，ｙ）は、動き及び変形が補正されて、放射データのそれぞれの計測投影に投影されるように、動きフィールドを用いることにより順投影される。従って、この動き及び変形情報も中間画像に対する補正ファクタを逆投影することによって考慮することにより、各基本関数、即ち、中間像のボクセル又はブロブだけが放射データの各投影からの対応する情報で直ちに、しかも直接的に更新され、これにより最終画像におけるぼけ又はスミアを回避でき、鮮明なＰＥＴ画像を提供することができる。
【００３０】
本発明の態様によれば、画像の共通尤度関数を最大にするために、単一の再構成処理に全てのデータを使用する。さらに、当業者に明らかなように、上述した技法は、例えばＲＡＭＬＡ，ＭＥ‐ＭＬ，ＯＳ‐ＭＥ‐ＭＬ，又はＡＲＴのようなＰＥＴ，ＳＰＥＣＴ又はＣＴイメージングにて知られているあらゆる既知の反復再構成技法に適用することができる。
【図面の簡単な説明】
【００３１】
【図１】本発明による方法の模範的な実施例を遂行するように適合される、本発明の模範的な実施例による画像処理装置の略図である。
【図２】本発明による図１の画像処理装置に係る動作の模範例のフローチャートを示す図である。
【図３】本発明をさらに説明するための簡易化した略図である。
【図４】本発明をさらに説明するための他の簡易化した略図である。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【国際調査報告】
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