(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
電子プロセッサと、
イメージング視野（ＦＯＶ）におけるイメージング対象者の放射データを獲得するように、陽電子放射断層撮影（ＰＥＴ）又は単光子放射型コンピュータ断層撮影（ＳＰＥＣＴ）イメージングデバイスを動作させることと、
前記イメージングＦＯＶにおいて規定された領域アレイの各領域に対して、前記ＰＥＴ又はＳＰＥＣＴイメージングデバイスにより獲得された前記放射データから活動位置対時間曲線を演算することと、
呼吸周波数帯域における内容を選択する前記活動位置対時間曲線の周波数選択的フィルタ処理後に、前記領域アレイの前記領域の少なくとも部分集合の前記活動位置対時間曲線を組み合わせることにより、少なくとも１つの呼吸運動信号を生成することと、
を有する呼吸運動信号生成方法を実施するための、前記電子プロセッサにより可読な、及び実行可能な命令を記憶した非一時的記憶媒体と、
を備える、放射イメージングデータ処理デバイスであって、
前記ＰＥＴ又はＳＰＥＣＴイメージングデバイスにより獲得された前記放射データからの前記活動位置対時間曲線の前記演算が、
前記ＰＥＴ又はＳＰＥＣＴイメージングデバイスにより獲得された前記放射データから、連続した時間インターバルに対する前記領域の活動マップを生成することと、
前記連続した時間インターバルに対する前記領域の前記活動マップに対する統計的活動位置記述子の値を演算することと、
を有し、
前記統計的活動位置記述子が、前記イメージング対象者の軸方向解剖学的軸に平行なトランスバース方向に沿った前記活動マップの重心の位置、及び／又は、前記イメージング対象者の軸方向解剖学的軸からの前記活動マップの重心の最小距離を含む、
放射イメージングデータ処理デバイス。
【請求項２】
前記呼吸運動信号生成方法が、前記領域アレイの前記領域の前記部分集合を選択することであって、前記部分集合に対して、前記活動位置対時間曲線が、領域選択基準を満たす前記呼吸周波数帯域における内容を含む、選択することをさらに有し、
前記呼吸周波数帯域における内容を選択する前記活動位置対時間曲線の前記周波数選択的フィルタ処理後に、前記少なくとも１つの呼吸運動信号が、前記領域アレイの前記領域の選択された前記部分集合のみの前記活動位置対時間曲線を組み合わせることにより生成される、
請求項１に記載の放射イメージングデータ処理デバイス。
【請求項３】
前記領域アレイの前記領域の前記部分集合の前記選択が、初期の連続した時間インターバルに対して実施され、
前記領域アレイの前記領域の前記部分集合の前記選択後、前記活動位置対時間曲線の前記演算と、前記少なくとも１つの呼吸運動信号の前記生成とが、前記初期の連続した時間インターバルに続く後続の連続した時間インターバルに対する前記領域アレイの前記領域の選択された前記部分集合のみを使用して実施される、
請求項２に記載の放射イメージングデータ処理デバイス。
【請求項４】
前記呼吸運動信号生成方法が、
前記領域アレイの前記領域の選択された前記部分集合が前記領域選択基準を満たす閾値数未満の前記領域を含む場合、前記呼吸運動信号に対してゼロ値を出力すること、
をさらに有する、
請求項２に記載の放射イメージングデータ処理デバイス。
【請求項５】
前記活動位置対時間曲線の前記演算と、前記少なくとも１つの呼吸運動信号の前記生成とが、前記イメージングＦＯＶにおける前記イメージング対象者の前記放射データを獲得するために、前記ＰＥＴ又はＳＰＥＣＴイメージングデバイスの前記動作と同時に実施され、前記呼吸運動信号生成方法が、
前記ＰＥＴ又はＳＰＥＣＴイメージングデバイスの前記動作中、時間の関数として前記呼吸運動信号を表示するようにディスプレイを動作させることをさらに有する、
請求項１に記載の放射イメージングデータ処理デバイス。
【請求項６】
前記呼吸運動信号生成方法が、
前記イメージング対象者の解剖学的構造に対する基準を伴わずに、前記イメージングＦＯＶにおける前記領域アレイを規定することをさらに有する、
請求項１に記載の放射イメージングデータ処理デバイス。
【請求項７】
前記呼吸運動信号生成方法が、
前記領域の重なりを伴って前記イメージングＦＯＶにおける前記領域アレイを規定することをさらに有する、
請求項１に記載の放射イメージングデータ処理デバイス。
【請求項８】
前記動作させることが、応答ライン（ＬＯＲ）に沿った飛行時間（ＴＯＦ）限局化を使用した前記ＬＯＲを含む前記放射データを獲得するように、ＴＯＦ  ＰＥＴイメージングデバイスを動作させることを有し、
前記放射データからの前記連続した時間インターバルに対する前記領域の前記活動マップの前記生成が、各前記ＬＯＲを、前記ＬＯＲに沿った各前記ＬＯＲの最大ＴＯＦ尤度位置にバックポジショニングすることを有する、
請求項１に記載の放射イメージングデータ処理デバイス。
【請求項９】
前記少なくとも１つの呼吸運動信号の前記生成が、
前記呼吸周波数帯域における内容を選択するように、前記活動位置対時間曲線を前記周波数選択的フィルタ処理することと、
基準呼吸運動信号との、フィルタ処理された前記活動位置対時間曲線の各々の相関を演算することと、
前記呼吸運動信号に対して、フィルタ処理された前記活動位置対時間曲線の各々を加算又は減算することであって、前記加算又は前記減算が、前記相関の符号に基づいて選択される、加算又は減算することと、
を有する、
請求項１に記載の放射イメージングデータ処理デバイス。
【請求項１０】
前記少なくとも１つの呼吸運動信号の前記生成が、
前記呼吸周波数帯域における内容を選択するように、前記活動位置対時間曲線を前記周波数選択的フィルタ処理することと、
基準呼吸運動信号との、フィルタ処理された前記活動位置対時間曲線の各々の相関を演算することと、
演算された前記相関に基づいて、前記イメージングＦＯＶを２つ以上の部分に分割することと、
前記イメージングＦＯＶの各前記部分に対して、前記イメージングＦＯＶの前記部分に対する前記呼吸運動信号を生成するように、前記イメージングＦＯＶの前記部分における前記領域に対するフィルタ処理された前記活動位置対時間曲線を組み合わせることと、
を有する、
請求項９に記載の放射イメージングデータ処理デバイス。
【請求項１１】
陽電子放射断層撮影（ＰＥＴ）又は単光子放射型コンピュータ断層撮影（ＳＰＥＣＴ）イメージングデバイスにより獲得されたイメージング視野（ＦＯＶ）におけるイメージング対象者の放射データに対して動作する運動信号生成方法であって、
前記運動信号生成方法が、
前記イメージング対象者の解剖学的構造に対する基準を伴わずに前記イメージングＦＯＶにおいて領域アレイを規定するステップと、
前記イメージングＦＯＶにおいて規定された前記領域アレイの各領域に対して、前記ＰＥＴ又はＳＰＥＣＴイメージングデバイスにより獲得された前記放射データから活動位置対時間曲線を演算するステップと、
フィルタ処理された前記活動位置対時間曲線を生成するために前記活動位置対時間曲線の周波数選択的フィルタ処理を実施するステップと、
呼吸周波数帯域における内容を選択するように、前記領域アレイの前記領域の少なくとも部分集合のフィルタ処理された前記活動位置対時間曲線を組み合わせるステップにより、少なくとも１つの運動信号を生成するステップと、
を有する、運動信号生成方法であって、
前記ＰＥＴ又はＳＰＥＣＴイメージングデバイスにより獲得された前記放射データから前記活動位置対時間曲線を演算する前記ステップが、
前記ＰＥＴ又はＳＰＥＣＴイメージングデバイスにより獲得された前記放射データから、連続した時間インターバルに対する前記領域の活動マップを生成するステップと、
前記連続した時間インターバルに対する前記領域の前記活動マップに対する統計的活動位置記述子の値を演算するステップと、
を有し、
前記統計的活動位置記述子が、前記イメージング対象者の軸方向解剖学的軸に平行なトランスバース方向に沿った前記活動マップの重心の位置、及び／又は、前記イメージング対象者の軸方向解剖学的軸からの前記活動マップの重心の最小距離を含む、
運動信号生成方法。
【請求項１２】
前記領域アレイの前記領域の部分集合を選択するステップであって、前記部分集合に対して、前記活動位置対時間曲線が領域選択基準を満たす周波数帯域における内容を含む、選択するステップをさらに有し、
前記少なくとも１つの運動信号が、前記領域アレイの前記領域の選択された前記部分集合のみのフィルタ処理された前記活動位置対時間曲線を組み合わせるステップにより生成される、
請求項１１に記載の運動信号生成方法。
【請求項１３】
前記イメージングＦＯＶにおける前記領域アレイが、前記領域の重なりを伴って規定される、
請求項１２に記載の運動信号生成方法。
【請求項１４】
前記イメージングＦＯＶにおける前記イメージング対象者の前記放射データが、ＴＯＦ限局化を使用してＰＥＴイメージングデバイスにより獲得され、前記放射データからの前記連続した時間インターバルに対する前記領域の前記活動マップを生成する前記ステップが、前記放射データの各応答ライン（ＬＯＲ）を、前記ＬＯＲに沿った前記ＬＯＲの最大ＴＯＦ尤度位置にバックポジショニングするステップを有する、
請求項１１に記載の運動信号生成方法。
【請求項１５】
前記少なくとも１つの運動信号を生成する前記ステップが、
基準運動信号との、フィルタ処理された前記活動位置対時間曲線の各々の相関を演算するステップと、
呼吸の前記運動信号に対して、フィルタ処理された前記活動位置対時間曲線の各々を加算又は減算するステップであって、前記加算又は前記減算が、前記相関の符号に基づいて選択される、加算又は減算するステップと、
を有する、
請求項１１に記載の運動信号生成方法。
【請求項１６】
フィルタ処理された前記活動位置対時間曲線を生成するために前記活動位置対時間曲線の前記周波数選択的フィルタ処理を前記実施するステップが、呼吸周波数通過帯域をもつ帯域通過フィルタを使用して前記活動位置対時間曲線を帯域通過フィルタ処理するステップを有し、
前記生成するステップが、前記帯域通過フィルタ処理された前記活動位置対時間曲線を組み合わせることにより、呼吸運動信号として前記少なくとも１つの運動信号を生成するステップを有する、
請求項１１に記載の運動信号生成方法。
【請求項１７】
陽電子放射断層撮影（ＰＥＴ）又は単光子放射型コンピュータ断層撮影（ＳＰＥＣＴ）イメージングデバイスと、
電子プロセッサと、
イメージング視野（ＦＯＶ）におけるイメージング対象者の放射データを獲得するために、前記ＰＥＴ又はＳＰＥＣＴイメージングデバイスを動作させることと、
前記イメージングＦＯＶにおいて規定された領域における連続した時間インターバルに対する前記放射データから活動マップを演算することと、
前記活動マップからトランスアキシャル活動位置対時間曲線を演算することであって、トランスアキシャル活動位置が、前記イメージング対象者の軸方向解剖学的軸（ｚ）からの前記活動マップの重心の最小距離を含む、演算することと、
少なくとも前記トランスアキシャル活動位置対時間曲線に基づいて呼吸運動信号を生成することと、
を有する呼吸運動信号生成方法を実施するための前記電子プロセッサにより可読な、及び実行可能な命令を記憶した非一時的記憶媒体と、
を備える、放射イメージングデータ処理デバイス。
【請求項１８】
前記呼吸運動信号生成方法が、前記活動マップからトランスバース活動位置対時間曲線を演算することであって、前記トランスバース活動位置が、前記イメージング対象者の前記軸方向解剖学的軸（ｚ）に平行なトランスバース方向に沿った前記活動マップの前記重心の位置を含む、演算することをさらに有し、
前記呼吸運動信号が、前記トランスバース活動位置対時間曲線にさらに基づいて生成される、
請求項１７に記載の放射イメージングデータ処理デバイス。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
以下の内容は、概して、医療イメージング分野、放射イメージング分野、陽電子放射断層撮影（ＰＥＴ）イメージング分野、単光子放射型コンピュータ断層撮影（ＳＰＥＣＴ）イメージング分野、患者監視分野、呼吸監視分野、及び関連する技術分野に関する。
【背景技術】
【０００２】
放射イメージング、例えば、陽電子放射断層撮影（ＰＥＴ）又は単光子放射型コンピュータ断層撮影（ＳＰＥＣＴ）では、患者又は他のイメージング対象者は対象の臓器又は組織に選択的に蓄積するように設計された、及び、放射性同位体、例えば、ＰＥＴにおける陽電子放出同位体を含む放射性医薬品を投与される。イメージング対象者は、イメージングデバイス（例えば、ＰＥＴイメージングのためのＰＥＴスキャナ、又は、ＳＰＥＣＴイメージングのためのガンマカメラ）内に搬送され、典型的には、再構成された画像を生成するために反復再構成アルゴリズムを使用して放射イメージングデータが収集及び再構成される。正確さの改善のために、イメージング対象者の減弱マップが提供され、例えば対象者の透過コンピュータ断層撮影（ＣＴ）画像から演算され、減弱マップは、イメージング対象者の体内における検出された放射線（例えば、ＰＥＴの場合、５１１ｋｅＶガンマ線）の減弱に対して再構成を修正するために使用される。
【０００３】
関心領域の寸法に応じて、対象者は、放射イメージングセッション全体に対して単一の固定位置に留まるか、又は、イメージングデバイスの単一の視野（ＦＯＶ）において捕捉され得る場合に比べて大きいボリュームがイメージングされる場合、多ステージイメージングが使用され、多ステージイメージングでは、対象者支持体（例えば、カウチ）が各ステップにおいて獲得された別々の画像を使用してイメージングＦＯＶを通して患者を段階的に動かす。連続的な患者の運動が発生する可能性もあり、すなわち、患者は、イメージングデータ獲得中に連続的な様式でＦＯＶを通して動かされ、結果として得られるデータは、イメージングデバイスＦＯＶより大きい画像を生成するように獲得時における患者位置に対して調節されたものとなる。
【０００４】
画像の劣化の知られた発生源は対象者の運動である。このような運動源の１つが呼吸である。呼吸運動アーチファクトを低減する１つの手法は、単一の呼吸相中に獲得されたデータを処理することである−この目的において、比較的静穏であり、及び比較的長い持続期間（典型的には、呼吸サイクルの約３０％）をもつので、呼気の終わりが多くの場合に選択される。呼吸は、呼吸ベルト又は他の専用デバイスを使用して監視される。しかし、このようなデバイスは、患者にとって不快であり得、測定された放射線の散乱及び／又は吸収に寄与し、それにより画像品質を劣化させる。
【０００５】
「データドリブン」アプローチとして知られる他のアプローチは、放射イメージングデータから呼吸信号を抽出しようと試みる。このようなアプローチは、強い信号が取得され、その信号から、解剖学的特徴、例えば、肺／横隔膜界面が呼吸運動に対して描写及び監視される透過コンピュータ断層撮影（ＣＴ）イメージングなどの画像形成モダリティの場合に効果的である。データドリブンアプローチは、放射イメージングに対して適用されることがより難しい。これは、患者の放射線安全性を高めるために、使用される放射性医薬品投与量が少ないことに起因しており、このことが、低い放射信号強度を結果的にもたらし、結果として低い信号対ノイズ比（ＳＮＲ）をもたらす。さらに、放射イメージングは、典型的には、機能的情報を捕捉し、例えば、高代謝発癌性腫瘍は、典型的には、腫瘍における投与された放射性医薬品の高濃度化につながる腫瘍における高脈管構造に起因して「明るい」特徴又は「ホットスポット」となる。
【０００６】
Ｋｅｓｎｅｒの米国特許出願公開第２００８／０２７３７８５号（「Ｋｅｓｎｅｒ」）は、ＰＥＴ画像の回顧的ゲーティングのための呼吸信号を抽出するためのデータドリブンアプローチを開示している。このアプローチにおいて、時系列のＰＥＴ画像が時間インターバルを０．５秒として生成され、周波数フィルタ処理された活動対時間曲線が画像の各ボクセル対して抽出される。呼吸周波数に対する制限へのフィルタ処理により、活動対時間曲線が呼吸と相関すると期待され、これらは、呼吸信号を生成するように組み合わされる。活動対時間曲線の平均値に基づいて、又は、空間的勾配に対するボクセルの近さに基づいてボクセル重みを使用して、ボクセル重み付けが使用される。いくつかのボクセル重みは、それらのボクセルが組み合わされた呼吸信号に寄与しないように除外するために、ゼロに設定される。
【発明の概要】
【０００７】
以下の内容は、新しい改善された装置及び方法を開示する。
【０００８】
１つの開示される態様において、放射イメージングデータ処理デバイスは、電子プロセッサ、及び、以下のように呼吸運動信号生成方法を実施する電子プロセッサにより可読な、及び実行可能な命令を記憶した非一時的記憶媒体を備える。陽電子放射断層撮影（ＰＥＴ）、又は、単光子放射型コンピュータ断層撮影（ＳＰＥＣＴ）イメージングデバイスは、イメージング視野（ＦＯＶ）におけるイメージング対象者の放射データを獲得するように動作させられる。イメージングＦＯＶにおいて規定された領域アレイの各領域に対して、活動位置対時間曲線が、ＰＥＴ又はＳＰＥＣＴイメージングデバイスにより獲得された放射データから演算される。呼吸周波数帯域における内容を選択する活動位置対時間曲線の周波数選択的フィルタ処理後、少なくとも１つの呼吸運動信号が、領域アレイの領域の少なくとも部分集合の活動位置対時間曲線を組み合わせることにより生成される。
【０００９】
別の開示される態様において、運動信号生成方法が、ＰＥＴ又はＳＰＥＣＴイメージングデバイスにより獲得されたイメージングＦＯＶにおけるイメージング対象者の放射データに対して動作する。運動信号生成方法は、イメージング対象者の解剖学的構造に対する基準を伴わずにイメージングＦＯＶにおいて領域アレイを規定することと、イメージングＦＯＶにおいて規定された領域アレイの各領域に対して、ＰＥＴ又はＳＰＥＣＴイメージングデバイスにより獲得された放射データから活動位置対時間曲線を演算することと、フィルタ処理された活動位置対時間曲線を生成するために活動位置対時間曲線の周波数選択的フィルタ処理を実施することと、フィルタ処理された活動位置対時間曲線を組み合わせることにより少なくとも１つの運動信号を生成することとを有する。
【００１０】
別の開示される態様において、ＰＥＴ又はＳＰＥＣＴイメージングデバイス、電子プロセッサ、及び呼吸運動信号生成方法を実施するための電子プロセッサにより可読な、及び実行可能な命令を記憶した非一時的記憶媒体を含む放射イメージングデータ処理デバイスが開示される。本方法は、イメージングＦＯＶにおけるイメージング対象者の放射データを獲得するようにＰＥＴ又はＳＰＥＣＴイメージングデバイスを動作させることと、イメージングＦＯＶにおいて規定された領域における連続した時間インターバルに対する放射データから活動マップを演算することと、活動マップからトランスアキシャル活動位置対時間曲線を演算することであって、トランスアキシャル活動位置が、イメージング対象者の軸方向解剖学的軸（ｚ）からの活動マップの重心の最小距離を含む、演算することと、少なくともトランスアキシャル活動位置対時間曲線に基づいて呼吸運動信号を生成することとを有する。
【００１１】
１つの利点は、ノイズの低減された呼吸信号の生成にある。
【００１２】
別の利点は、放射イメージングのより高ロバストな呼吸ゲーティングを提供する点にある。
【００１３】
別の利点は、放射イメージングデータ集合体と共に同時に表示されるように、時間レイテンシを低くして生成された呼吸信号を提供する点にある。
【００１４】
別の利点は、イメージング対象者の解剖学的構造に対する基準を伴わない放射データからの自動呼吸信号生成を提供する点にある。
【００１５】
別の利点は、呼吸運動が存在するか否かを検出する放射データからの自動呼吸信号生成を提供する点にある。
【００１６】
別の利点は、例えば、上腹部及び下腹部における呼吸運動の間における位相シフトの検出を可能にする、放射データからの１つより多い呼吸信号の生成を提供する点にある。
【００１７】
所与の実施形態は、前述の利点の幾つかを提供し、及び／又は、本開示を読んで理解することにより当業者に明らかとなる他の利点を提供する。
【００１８】
本発明は、様々なコンポーネント及びコンポーネントの配置、及び様々なステップ及びステップの配置の形態をとる。図面は、好ましい実施形態を示すことを目的とするにすぎず、本発明を限定するとは解釈されない。
【図面の簡単な説明】
【００１９】
【図１】イメージング、及びさらには呼吸運動信号のデータドリブン生成を提供する放射イメージングデバイスを概略的に示す図である。
【図２】図１のデバイスにより適切に実施される呼吸運動信号のデータドリブン生成を概略的に示す図である。
【図３】図２に示される呼吸運動信号の生成のデータドリブン方法の態様を概略的に示す図である。
【図４】図２に示される呼吸運動信号の生成のデータドリブン方法の態様を概略的に示す図である。
【図５】図２に示される呼吸運動信号の生成のデータドリブン方法の態様を概略的に示す図である。
【図６】図２に示される呼吸運動信号の生成のデータドリブン方法の態様を概略的に示す図である。
【発明を実施するための形態】
【００２０】
本明細書においてここまでに説明されているＫｅｓｎｅｒのものなどの旧来の呼吸ゲーティングのためのアプローチは、特定の欠点を含む。それらは、各時間インターバルにおける各ボクセルにおける活動を特定するために、各時間インターバル（例えば、Ｋｅｓｎｅｒにおける０．５秒の時間ウィンドウ）に対して画像再構成を実施することを伴う。（より短い時間ウィンドウを使用することにより改善される）時間分解能と（より長い時間ウィンドウを使用することにより各再構成画像に対して改善される）ノイズとの間においてトレードオフがなされる。画像再構成は、演算的に高コストであり、リアルタイムの呼吸信号抽出に貢献せず、効率的な手法で飛行時間限局化を活用することができない。
【００２１】
呼吸信号を生成するためにイメージング視野（ＦＯＶ）におけるすべてのボクセルの活動対時間曲線を組み合わせることにより、ノイズが原理的に低減され得る。しかし、ほとんどのボクセルが強い呼吸信号成分をもたず、従って、信号に比べて多くのノイズを組み合わされた呼吸信号に寄与させる。活動対時間曲線の平均値に基づく、又は、空間的勾配に対するボクセルの近さに基づくボクセル重み付けが、より強い呼吸サイクル成分をもつボクセルを選択的に組み合わせるために使用される。しかし、活動対時間曲線の平均値に基づく重み付けは、その曲線のノイズに起因して、それ自体がノイズを含み得るのに対し、空間的勾配に対する近さに基づく重み付けは、大きい空間的勾配の領域を特定するために再構成画像の処理を必要とし、それでも、それらの勾配は、強い呼吸信号成分に関係しない。
【００２２】
本明細書において開示されるデータドリブン呼吸運動信号生成技術は、既存の技術のこれらの、及び他の欠点を克服する。本明細書において開示されるアプローチは、解剖学的にとらわれず、大きい空間的勾配の領域、又は、患者の他の解剖学的特徴の事前の知識情報（又は、再構成後処理特定）を必要としない。開示されるアプローチは、それらが呼吸信号抽出をいわゆる「ホットスポット」、すなわち呼吸運動に伴って動く高放射線の病変サイズの領域に自動的に集束するので、放射イメージングに十分に適している。開示されるアプローチは、ボクセルベースではなく領域ベースであり、ＳＮＲの改善を示すことが期待される。領域は、想定される病変寸法に調整されるが、位置又は寸法の観点から実在の病変に一致することは必要とされない。またさらに、開示されるアプローチは、イメージングＦＯＶが呼吸運動により強く影響を受けないとき、自動的に検出し、この場合、呼吸運動修正が適切に省略される。
【００２３】
開示される呼吸運動信号生成アプローチは、さらなる利点を含む。それらは、演算的に高コストな画像再構成を使用せず、代わりに、バックポジショニングを使用する。概して、バックポジショニングは、三次元空間における最も可能性の高い減衰事象位置を、検出された減衰事象に対して計算することにより実施される。飛行時間（ＴＯＦ）陽電子放射断層撮影（ＰＥＴ）イメージングの場合、バックポジショニングは、より正確なバックポジショニングを提供するように、応答ライン（ＬＯＲ）に沿ったＴＯＦ限局化を有益に活用する。この場合、各事象は、ガウシアン分布モデル（又は、他の選択された確率分布）に従ったＬＯＲに沿った位置確率を適切に割り当てられ、その事象に対するバックポジショニングは、最大確率値が導出される場所である。非ＴＯＦ  ＰＥＴ、又は単光子放射型コンピュータ断層撮影（ＳＰＥＣＴ）イメージングの場合、バックポジショニングは、例えば、各ボクセルのバックポジション値を、ボクセルを通るＬＯＲ又はＳＰＥＣＴ投影のカウントに設定することにより実施され得る。いずれの場合も、バックポジショニングによる活動マップの迅速な生成は、所望される場合、呼吸運動信号のリアルタイム抽出の実施を円滑化する。またさらに、開示されるアプローチは、各領域に対する活動位置曲線を生成することにより、単純なボクセル活動対時間曲線に比べて追加的な情報を提供する。開示されるアプローチのいくつかの実施形態において、呼吸運動の空間特性をより効果的に捕捉し得る縦軸及び横軸運動曲線の両方が生成される。
【００２４】
図１を参照して、患者が共通患者用テーブル１４上に搬送されるように、及び、ＣＴイメージングのためのＣＴガントリー１２、又は、ＰＥＴイメージングのためのＰＥＴガントリー１０内に搬送されるように、例示的な放射イメージングシステムは、同軸孔を含んで搭載されたＰＥＴイメージングガントリー又はスキャナ１０とＣＴガントリー又はスキャナ１２との両方を含む組み合わされた陽電子放射断層撮影（ＰＥＴ）／透過コンピュータ断層撮影（ＣＴ）イメージングデバイス８を備える。ＰＥＴイメージングガントリー又はスキャナ１０は、５１１ｋｅＶガンマ線を検出するための放射線ディテクターを含み、応答ライン（ＬＯＲ）は、単一の陽電子・電子対消滅事象により生じると推定される２つの実質的に同時のガンマ線検出により規定される。いくつかの実施形態において、ＰＥＴガントリーの放射線ディテクターは、単一の陽電子・電子対消滅事象により放射される２つの５１１ｋｅＶガンマ線の検出間の時間差を検出することが可能な高速ディテクターである。この測定された時間差は、ＬＯＲに沿った陽電子・電子対消滅事象のさらなる飛行時間（ＴＯＦ）限局化を可能にする。各ＬＯＲは、獲得時点を使用して時間記録がなされる（有限ＴＯＦ差は、通常、おおむねピコ秒であり、ＬＯＲ時間記録目的の場合、無視できる程度である）。ＣＴガントリー１２は、提供されている場合、例えば、ＣＴ画像１６のハウンズフィールドナンバーの、５１１ｋｅＶにおける対応する吸収値（陽電子・電子対消滅事象中に放射されたガンマ線のエネルギー）への適切な変換により、減弱マップ１８を生成するために使用される透過ＣＴ画像１６を獲得する。非限定的で例示的な例により、例示的なＰＥＴ／ＣＴイメージングデバイスイメージングスキャナ８は、Ｋｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ  Ｐｈｉｌｉｐｓ  Ｎ．Ｖ．、Ｅｉｎｄｈｏｖｅｎ、Ｎｅｔｈｅｒｌａｎｄｓから入手可能なＶｅｒｅｏｓ（商標）デジタルＰＥＴ／ＣＴスキャナのＰＥＴガントリーである。
【００２５】
例示的な放射イメージングデバイスは、時間記録されたＬＯＲの形態で放射イメージングデータを獲得するＰＥＴイメージングデバイス１０であり、他の実施形態において、放射イメージングデバイスは、単光子放射型コンピュータ断層撮影（ＳＰＥＣＴ）投影データの形態で放射イメージングデータを獲得するガンマカメラである。ＳＰＥＣＴイメージングにおいて、各投影は、単一放射光子又は粒子検出事象により規定され、この場合も時間記録される。当技術分野において知られているように、ＳＰＥＣＴイメージングにおける投影は、放射線ディテクターヘッドに搭載された鉛又は鉛化合物などの放射線吸収高原子量（ｈｉｇｈ−Ｚ）材料から作られたコリメータの使用を通して、平面に、又は（より一般的には）狭い角度の錐体又は直線に空間的に制限される。ＰＥＴイメージングと同様に、任意選択的なＣＴガントリー１２は、ＳＰＥＣＴ再構成中に減弱修正を実施するために、減弱マップ１８に変換されたＣＴ画像１６を生成し得る。
【００２６】
図１に概略的に示されるように、電子プロセッサ２０は、呼吸運動信号を生成するために、及び、再構成画像を生成するために（例示的なＰＥＴイメージングの実施形態においてＬＯＲを含む、又は、代替的なＳＰＥＣＴイメージングの実施形態においてガンマカメラにより獲得された投影を含む）ＰＥＴイメージングガントリー又はスキャナ１０により獲得された放射データ２２を処理する。電子プロセッサ２０は、例えば、命令を記憶した１つ又は複数の非一時的記憶媒体（例えば、１つ又は複数のハードドライブ、光ディスク、ソリッドステートドライブ、又は、他の電子デジタル記憶デバイス、それらの様々な組み合わせなど）から読み出された命令を実行するコンピュータ２４（例えば、デスクトップコンピュータ、ネットワークベースのサーバーコンピュータ、専用イメージングデバイス制御コンピュータ、それらの様々な組み合わせ、又は、その他）として具現化される。コンピュータ２４は、典型的には、再構成画像を表示するための少なくとも１つのディスプレイ２６（例えば、ＬＣＤディスプレイ、プラズマディスプレイなど）に動作的アクセスを含み、又は、もち、任意選択的に、１つ又は複数のユーザー入力デバイス、例えば、例示的なキーボード２８、例示的なトラックパッド２９（又は、マウス、トラックボール、ディスプレイ２６のタッチ感応式オーバーレイ、又は、他のポインティングデバイス）などをさらに含む。
【００２７】
放射イメージングデータ２２は、比較的長期間にわたって、すなわち、許容可能な信号対ノイズ比（ＳＮＲ）を達成するために十分な放射イメージングデータを提供するために、イメージング対象者により実施される多くの呼吸を包含する時間インターバルにわたって獲得される。図１に概略的に示されるように、電子プロセッサ２０は、放射イメージングデータ２２に対して動作する呼吸運動信号生成処理３０を実施するように、非一時的記憶媒体に記憶された命令によりプログラムされる。例示的な呼吸運動信号生成処理３０は、領域規定３２の既定の集合に対して動作する。例えば、ＰＥＴイメージングガントリー又はスキャナ１０の像視野（ＦＯＶ）は、イメージングＦＯＶ全体を実質的にカバーするために、好ましくは重なる球形の（又は、円柱、又は別様に形作られた）領域の空間的アレイを備える領域に分割される。時間インターバルは、さらに、典型的には選択された持続期間、例えば、１つの示される例において時間インターバル当たり１秒の時間ビンとして規定される。時間インターバルは、任意選択的に時間的に重なる。領域アレイ３２の各領域、及び、各時間インターバルに対して、バックポジション及び運動記述子処理３６が、（又は、複数の位置記述子、代替的な実施形態において）位置記述子を生成するように実施される。例えば、位置記述子は、ｚ方向に沿った領域における活動の重心（トランスアキシャル位置）を含む。追加的に、又は代替的に、位置記述子は、ｘｙ平面における領域の中心（トランスバース位置）からの、領域における活動の重心の半径方向距離を含む（すなわち、記述子は、イメージング対象者の軸方向解剖学的軸ｚからの活動マップの重心の最小距離である）。次に、領域選択及び運動記述子組み合わせ処理３８が、呼吸運動の最も強い標示を含むそれらの領域の位置記述子を組み合わせて、最終的な呼吸運動信号を生成する。
【００２８】
電子プロセッサ２０は、放射データ２２、呼吸運動信号生成処理３０により推定された呼吸運動に対して動作する呼吸ゲーティング画像再構成処理４０を実施するように、及び、任意選択的に、さらに、減弱マップ１８に基づいて、再構成されたＰＥＴ画像の減弱修正を実施するように、（同じ又は異なる）非一時的記憶媒体に記憶された命令によりさらにプログラムされる。例示的な呼吸ゲーティング画像再構成処理４０は、呼吸運動に起因した不鮮明さを減らして再構成画像を生成するように、選択された呼吸相（典型的には、呼気の終わりであり、この相は、静穏であり、長い持続期間をもつ）に対応した放射データ２２の部分集合を再構成するように動作する。例えば、画像再構成４０は、反復画像再構成技術、例えば、最尤期待値最大化（ＭＬＥＭ）、順序部分集合期待値最大化（ＯＳＥＭ）などを使用し、散乱修正前のエッジ保存ノイズ抑制、又は、画像品質を強調するための他の知られた技術を使用した正則化を任意選択的に含む。
【００２９】
例示的な電子プロセッサ２０は、再構成画像、例えば、単一の二次元（２Ｄ）スライス画像、２Ｄ最大強度投影（ＭＩＰ）、ボリュメトリック再構成画像の三次元（３Ｄ）レンダリングなどの可視化を生成する画像表示処理４２を実施し、再構成画像は、少なくともディスプレイ２６に表示される、及び／又は画像保管通信システム（ＰＡＣＳ）に記憶される、及び／又は印刷デバイスにより印刷される、及び／又は別様に使用されるように（同じ又は異なる）非一時的記憶媒体に記憶された命令によりさらにプログラムされる。
【００３０】
続けて図１を参照し、図２をさらに参照すると、呼吸運動信号生成処理３０の例示的な実施形態が説明される。この示される例において、放射データ２２は、飛行時間（ＴＯＦ）陽電子放射断層撮影（ＰＥＴ）リストモードデータストリームを含む。各放射データは、２つの５１１ｋｅＶガンマ線検出事象間における時間差（又は、その欠如）に基づくＬＯＲに沿ったＴＯＦ限局化を使用した２つのほぼ同時の（すなわち、規定の一致した時間ウィンドウ内における）５１１ｋｅＶガンマ線検出の間に規定された応答ライン（ＬＯＲ）を含む。過程５０において、各時間インターバルにわたって獲得された放射データが、バックポジショニングされて、各時間インターバルに対する、及び、領域アレイ３２の各領域に対する活動マップを生成する。過程５０は、時間ウィンドウにおけるすべての放射データに対してバックポジショニングを実施して、イメージングＦＯＶ全体に対する活動マップを生成すること、及び、次に、その活動マップを空間的にセグメント分けして、領域アレイ３２の個々の領域に対する活動マップを生成することにより実行され得る。代替的に、過程５０は、領域アレイ３２の各領域に対して別々にバックポジショニングを実施することにより実行され得る。ＴＯＦ  ＰＥＴ放射データの示される例において、領域の活動マップは、各ＬＯＲを、ＬＯＲに沿った各ＬＯＲの最大ＴＯＦ尤度位置にバックポジショニングすることにより生成される（これは、ＬＯＲに沿ったＴＯＦ確率分布を使用して、バックポジショニングにより過程５０において生成された活動マップと比べて、より正確な画像再構成を提供する画像再構成とは異なる）。
【００３１】
過程５２において、領域アレイ３２の各領域に対して、及び、各時間インターバルに対して、位置記述子の値が演算される。例えば、位置記述子は、（トランスアキシャル位置である）ｚ方向に沿った領域における活動の重心を含む。追加的に、又は代替的に、位置記述子は、（トランスバース位置である）ｘｙ平面における領域の中心からの領域における活動の重心の半径方向距離を含む。過程５２の結果は、領域アレイ３２の各領域に対する活動位置対時間曲線５４である。
【００３２】
過程６０において、領域の活動位置対時間曲線が領域選択基準６２、例えば、呼吸周波数帯域における（例えば、２〜２０秒／呼吸の範囲に対応して、１つの示される例において０．０５Ｈｚから０．５０Ｈｚの間における）エネルギーの断片がある閾値より大きいこと、を満たすか否かに基づいて、領域の部分集合が領域アレイ３２から選択される。例えば、幼児のイメージング対象者といった特別な場合に、調節された呼吸周波数帯域を使用することが想定される。典型的には、過程６０が領域アレイ３２のうちの比較的少数の領域を選択することが想定され、例えば、場合によっては１０〜２０個の領域又はそれより少ない領域が選択される。これらの選択された領域は、呼吸サイクルの少なくとも一部にわたるホットスポットの少なくとも一部を含む領域であり、ホットスポットが肺、横隔膜、又は、呼吸と共に強く動く他の解剖学的特徴に位置することが想定される。ホットスポットは、非限定的で例示的な例により、腫瘍病変、又は、心筋の筋肉、肝臓の縁部、又は、ハイレベルの活動を示す他の解剖学的特徴である。有益なことに、ホットスポットは解剖学的構造と相関するが、過程６０は、解剖学的構造のいずれの事前の知識情報にも依存せず、むしろ、領域の最適な部分集合が、基準６２に基づいて経験的な手法により過程６０において選択される。
【００３３】
過程６０において選択された領域の活動位置対時間曲線が、過程６４において組み合わされて、呼吸運動信号６６を生成する。１つのアプローチにおいて、過程６４は、活動位置対時間曲線の周波数選択的フィルタ処理を実施して、（例えば、いくつかの実施形態において０．０５〜０．５０Ｈｚの通過帯域をもつ帯域通過フィルタを使用して）呼吸周波数帯域における内容を選択することを有する。基準呼吸運動信号との、フィルタ処理された活動位置対時間曲線の各々の相関が演算される。基準呼吸運動曲線は、例えば、１つの例示的な基準に一致した呼吸周波数帯域におけるそのエネルギーの最大断片を含む曲線といった、領域選択基準６２を最適に満たす領域のフィルタ処理された活動位置対時間曲線である。次に、フィルタ処理された活動位置対時間曲線が、呼吸運動信号に加算されるか、又は、呼吸運動信号から減算され、加算又は減算の演算は、相関の符号に基づいて選択される。
【００３４】
図３〜図６を参照しながら、領域アレイ３２の使用が例示としてさらに詳しく説明される。図３は、ボリュームである、イメージングＦＯＶ７２においてイメージングされるイメージング対象者７０を示す。領域アレイ３２はイメージングＦＯＶ７２において規定される。例示的な領域アレイ３２の例示的な領域は、図３に示されるようにイメージングＦＯＶ７２を実質的に埋めるために重なる球形領域である。図３に、例えば、放射性医薬品を選択的に吸収する高代謝活動の悪性腫瘍であり、従って、ＰＥＴイメージングにおいて高活動領域として現れる２つのホットスポット７４、７６がさらに示される。図４は、ホットスポット７６を含む３２ｏとラベルの付いた１つの特定の領域を含む、２つのホットスポット７４、７６の近傍における拡大図を示す。図５は、「ａ」、「ｂ」、「ｃ」、…、「ｎ」、「ｏ」、及び「ｐ」というラベルの付いた連続した時間インターバルを含む、呼吸に伴うホットスポット７６の動きを示す。図６は、各時間インターバル「ａ」、「ｂ」、「ｃ」、…、「ｎ」、「ｏ」、及び「ｐ」に対する活動の重心のプロットを示し、結果として得られる活動位置対時間曲線６６がプロットされている。図面は概略図であり、すなわち、いくつかの想定される実際の実施態様では、典型的な最高運動振幅は、約２〜３ｃｍ以下になると予測され、従って、実際には、運動の影響を受けた特徴の軌道は、通常、少なくとも単一の球形領域により含まれる。図５において、１０ｃｍの典型的な領域の直径が与えられたとき、例えば、図６に示されるようにすべての位置ａ、ｂ、…、ｈを含む大きい運動軌道は、従って、普通でない事例であり、より典型的な運動軌道は、ａ、ｂ、ｃ、ｄのみ、又は、ｅ、ｆ、ｇ、ｈのみを含む。
【００３５】
呼吸信号を生成するために開示されるアプローチは、高速であり、かつノイズロバストであり、導出された振幅と呼吸サイクルゲーティング信号抽出との両方において正確さを高める。開示されるアプローチにおいて、多くの重なる領域（例えば、４００〜５００個の球形領域）のアレイ３２が考慮され、それらの活動位置（例えば、重心）が追跡される。これにより、逆方向における同時運動成分が、グローバル平均化により互いに打ち消さず、小さい腫瘍の運動情報が、特定の領域の外側における放射データに含まれるノイズによりマスクされ難い。すべての局所呼吸運動曲線（前述の領域の各々に対して１つ）に対して（例えば、図２の過程６０を介して）領域が大幅な呼吸運動情報を含むか否か、個々の尤度が演算される。適切なアプローチにおいて、これは、各信号曲線における呼吸特性周波数の分数倍に基づく選択基準６２を使用する。高尤度信号成分（すなわち、領域）のみがグローバル運動信号６６を計算するために使用される。これにより、検出されたノイズのうちの大部分が、グローバル呼吸信号推定から除外される。領域の活動位置対時間曲線が信号組み合わせ処理６４において加算されるか減算されるか判定するために、（中間）グローバル曲線推定と各新領域曲線との間の相互相関が適切に計算される。結果として得られる符号情報を使用して反対の空間的方向における運動が打ち消されない。代わりに、最終的な呼吸信号曲線６６の品質が改善される。
【００３６】
リストモード事象の平均軸方向（ｚ方向）位置に加えて、さらに、縦軸運動情報が任意選択的に含まれ、これにより、運動信号対ノイズ比が処理されたデータにおいてさらに高められる。これは、円筒座標系の２つの主な成分、すなわち（トランスアキシャル面における）半径方向成分及び（軸方向における）ｚ成分を使用して患者運動モデル化を介して達成される。
【００３７】
有益なことに、開示される呼吸運動信号生成方法は、ほとんどの運動の影響を受けた領域が特定された初期獲得段階後、リアルタイムで実施され得る。図２において、これは、（過程６０を介した領域の初期選択後、）活動位置対時間曲線のみをそれらの選択された領域に対して更新することを反復すること（初期時間インターバル後、選択された領域に対してのみ実施される過程５０、５２を反復することに対応する）、及び、選択された領域に対してのみ組み合わせ過程６４を実施することに対応する。上述の別の手法では、領域アレイ３２の領域の部分集合の選択６０が、初期の連続した時間インターバルに対して実施される。領域アレイの領域の部分集合の選択後、活動位置対時間曲線５４の演算、及び、呼吸運動信号６６の生成が、初期の連続した時間インターバルに続く後続の連続した時間インターバルに対する領域アレイの領域の選択された部分集合のみを使用して実施される。このような処理は、十分な処理パワーを与えられてリアルタイムで行われ得る。任意選択的に、領域選択過程６０は、時折反復され、例えば、領域尤度の３０秒ごとの更新がなされる。
【００３８】
各領域に対する活動位置対時間曲線５４の正確さは、バックポジショニング過程５０により生成された活動マップが真の活動分布をどの程度正確に反映するかに部分的に依存する。上述のように、ＴＯＦ  ＰＥＴに対するバックポジショニング過程５０は、ＬＯＲに沿ったＴＯＦ限局化情報を使用する。有益なことに、時間分解能が改善されたＴＯＦ  ＰＥＴディテクターの連続した生成が開発されているので、このＴＯＦ限局化は、より高い空間分解能（すなわち、より厳しい空間限局化）に向かう傾向がある。従って、開示されるアプローチは、ＴＯＦ限局化分解能における継続的な改善に伴って正確さの向上を示さなければならない。
【００３９】
以下、例示的な実施形態のいくつかのさらなる例が説明される。領域アレイ３２は、例えば、図３に示されるようにイメージングＦＯＶにおける球形領域といった多くの重なりを適切に含む。時間幅Ｔをもつ各時間インターバルｔに対して、対応するＴＯＦ事象の１つ又は複数の平均活動位置記述子が、（任意選択的に、ＰＥＴ放射データ獲得中に、又は、代替的に、獲得が完了とされた後に回顧的に）各領域に対して計算される。示される例として、２つの異なる活動位置記述子ｄが円筒座標、すなわち、（ｉ）頭尾方向運動を表す局所ｚ軸位置と、（ｉｉ）前後方向及び内外方向運動成分を含む、ｚ軸からの半径方向距離とに基づいてＰＥＴにおいて使用される。周波数分析が、各領域ｒ及び各記述子ｄの、結果として得られる活動位置対時間曲線ｓｒ，ｄ（ｔ）に対して実施される。分析は、呼吸周波数帯域におけるエネルギーの断片を抽出するために、演算子ＢＰを使用して本例において象徴的に表される、既定の呼吸周波数帯域内における（例えば、１／２Ｈｚから１／１８Ｈｚの間における、すなわち、０．０５〜０．５０Ｈｚの間における）信号エネルギー断片を提供し、すなわち、
【数１】
0006941180.tif 000002
であり、ここで、ＢＰ（…）は、呼吸周波数帯域（例えば、いくつかの実施形態において０．０５〜０．５０Ｈｚ）における成分を抽出する演算子である。Ｓｒ，ｄは、呼吸周波数帯域におけるエネルギーの断片と呼ばれ、呼吸運動の影響を受けた特徴が領域ｒの内部に少なくとも部分的に位置する尤度とみなされ得る。次式、すなわち、
【数２】
0006941180.tif 000003
であって、ここで、Ｅ（ｓ（ｔ））が、
【数３】
0006941180.tif 000004
により与えられる信号エネルギーであり、ここで、Ｌが、ｒ＝１／Ｔのサンプリングレートをもつ離散信号長である式を使用した正規化後に、すべての結果として得られる呼吸信号曲線
【数４】
0006941180.tif 000005
が、対応するＳｒ，ｄを使用してソートされ、最高断片信号曲線が、ノイズアーチファクトを低減するために組み合わされる。この示される例において、使用される領域選択基準６２は次のとおりであり、
【数５】
0006941180.tif 000006
ここで、例えば、いくつかの例示的な実施形態において、αｔｈｒｅｓ＝０．９である。
【００４０】
選択された信号曲線を組み合わせるために（図２の過程６４）、グローバル信号曲線が、まず、最高断片曲線を使用して初期化される。続いて、すべての残りの選択された信号曲線が、次式を使用して相関係数ｃに応じて加算又は減算され、
【数６】
0006941180.tif 000007
ここで（５）は、式（４）を満たすすべてのｒ及びｄに対して、
ｓｇｌｏｂａｌ→ｓｇｌｏｂａｌ＋ｓｉｇｎ（Ｃ（ｓｇｌｏｂａｌ，ｓｒ，ｄ））・ｓｒ，ｄ      （６）
に従う。
【００４１】
最後に、結果として得られるグローバル信号曲線ｓｇｌｏｂａｌが、例えば、測定された基準信号と簡単に比較することができるようにするために、式（２）に従って正規化される。ｓｇｌｏｂａｌは、空間的振幅又は運動の軌道に関する情報を含まないが、ｓｇｌｏｂａｌは、ＰＥＴリストモードデータのゲーティング、及び、後続の動き補償されたＰＥＴイメージングのために使用され得ることに留意されたい。
【００４２】
呼吸運動信号が放射データの獲得中に生成されるリアルタイムの適用のために、信号処理、及び、（例えば、０．５ｓといった）個々の時間フレームの各々に対する信号組み合わせアルゴリズムを実施するには不十分な演算能力が使用可能である場合、Ｓｒ，ｄが演算され得、及び、相関符号が、初期獲得期間（例えば、３０ｓ）後に各領域に対して式（６）において使用される。次に、相関の割合及び符号が最初に知られた後、単一の信号の組み合わせが、式（６）に従って単純な加算に簡略化され得る。断片及び相関符号は、信号推定の正確さを反復して高めるために、時に応じて更新され得る。
【００４３】
再度図２を参照すると、過程６０は、領域アレイ３２のうちの強い呼吸運動を示す領域を選択する。しかし、いくつかの状況において、強い呼吸運動が存在しない。例えば、患者が頭部からつま先まで走査するために段階的に動かされる「全身」走査を検討する。イメージングＦＯＶ内に胴を置いて患者が位置している状態での走査は、強い呼吸運動を示すことが予想され得る。対照的に、患者の頭部がイメージングＦＯＶ内にある状態での、又は、患者の下腿がイメージングＦＯＶ内にある状態での走査は、無視できる程度の呼吸運動を示す可能性が高い。このような場合において、過程６０において選択された領域の数は、小さいか、又は、ゼロにさえなる。これは、呼吸運動ゲーティングが必要とされない状況の自動検出を可能にする。例えば、領域アレイの領域の選択された部分集合が領域選択基準６２を満たす閾値数未満の領域を含む場合、呼吸運動信号生成器は、任意選択的に、呼吸運動信号６６に対してゼロ値を出力する。再度図１を参照すると、呼吸ゲーティング画像再構成４０は、次に、呼吸ゲーティングを省略し、代わりに、呼吸運動信号が完全にゼロに等しい場合、すべての放射データを再構成する。
【００４４】
例示的な実施形態において、領域選択／運動記述子組み合わせ処理３８（例えば、図２の例示的な過程６０、６４）は、１つの呼吸運動信号６６を生成するように動作する。しかし、他の想定される実施形態では、この処理は、イメージングＦＯＶの異なる部分に対して２つ（以上）の呼吸運動信号を生成する。例えば、身体的呼吸運動信号における位相シフトが、下腹部に対する上腹部における呼吸運動の間に存在する。様々なアプローチが使用され得る。１つのアプローチにおいて、イメージングＦＯＶの事前に知られた解剖学的区画化が使用され、開示されている処理（例えば、図２の）が、イメージングＦＯＶの異なる区画（すなわち、部分）の各々に別々に適用される。別の想定されるアプローチにおいて、活動位置対時間曲線５４は、イメージングＦＯＶの２つ以上の近接した領域であって、それらの活動位置対時間曲線の異なる位相オフセットを示す領域を特定するために経験的に分析される。式（１）〜式（６）のフレームワークを使用した、これを実施する１つの手法が、相関ｃ（ｓｇｌｏｂａｌ，ｓｒ，ｄ）を使用して各活動位置対時間曲線に位相を割り当てることであり、これは、おおむね同じ位相をもつイメージングＦＯＶの近接した部分を特定するために、領域アレイ３２の領域の空間的レイアウトと一緒に使用され得る。このアプローチにおいて、出力は、２つの異なる呼吸運動信号を含み、例えば、一方が上腹部に対するものであり、他方が下腹部に対するものである。
【００４５】
例示的な実施形態は呼吸運動信号を生成する。しかし、類似の処理が、心臓運動信号を生成するために、追加的に、又は代替的に、実施されてよい。そうするために、時間インターバルがより速い心周期に適切な、より小さい値、例えば、非限定的な一例において０．５／（５Ｈｚ）＝０．１秒まで短くされ、呼吸周波数帯域は、信頼可能な範囲の心拍数、例えば、１つの示される例において０．６Ｈｚ〜５．０Ｈｚを包含する心臓周波数帯域により適切に置換される。
【００４６】
本発明は、好ましい実施形態を参照しながら説明されている。前述の詳細な記述を読んで理解した他者が変更例及び修正例を想起することができる。それらの変形例及び修正例が添付の請求項の範囲又はその均等なものに該当する限りにおいて、本発明がこのような変形例及び修正例のすべてを含むように解釈されることが意図される。
【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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【図６】
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