JP5571317B2 - マルチ・モダリティ撮像データを補正する方法 - Google Patents

Description

本発明は一般的には、多数のモダリティでの動作が可能なイメージング・システムに関し、さらに具体的には、マルチ・モダリティ撮像データを補正する装置及び方法に関する。

マルチ・モード型イメージング・システムは、例えば限定しないが陽電子放出断層写真法（ＰＥＴ）、単光子放出計算機式断層写真法（ＳＰＥＣＴ）、及び計算機式断層写真法（ＣＴ）のような異なるモダリティを用いて走査することが可能である。従来のＰＥＴ／ＣＴイメージング・システムは、ＰＥＴの減弱補正のため複数のＣＴ画像を得て、医師が患者のＰＥＴ撮像時に用いられたトレーサの吸収位置を突き止めることを支援する解剖学的情報を提供する。場合によっては、ＣＴ診断画像は別個に読影される。再構成されるＣＴ数の精度は、器官におけるトレーサ吸収の十分な表現を確保するのに重要である。通常の走査条件下では、ＣＴ再構成アルゴリズムに要求されるＣＴ数一様性要件に対する許容範囲が厳しいので、ＣＴイメージング・システムが上述の制約を満たすことは容易である。

マルチ・モダリティ・システム例えば一体型ＰＥＴ／ＣＴシステムでは、ＰＥＴ画像及びＣＴ画像は互いに関して本質的に位置揃えされているものとする。本質的な位置揃え（レジストレーション）は、ＰＥＴイメージング・システム用の検出器とＣＴイメージング・システム用の検出器とが共通のフレームに物理的に装着されているときに生ずる。従来の一体型ＰＥＴ／ＣＴシステム又はＳＰＥＣＴ／ＣＴシステムは、ＣＴイメージング・システムによって生成されたデータを用いて、ＰＥＴ走査データ又はＳＰＥＣＴ走査データのための減弱補正情報を生成している。明確に述べると、ＣＴ走査時に生成されたＣＴデータから複数の放出減弱補正ファクタを導く。ＣＴ画像から導かれる放出減弱係数のマップを指すのにＣＴＡＣとの用語を用いる。ＣＴ診断画像の画質は、ＣＴＡＣを生成するのに必要とされるレベルを遥かに上回る。

加えて、患者の体動に誘発される撮像アーティファクトが、ＰＥＴ減弱補正での益々重要な課題となってきた。例えば、ＣＴ画像は典型的には短時間で取得されるので、ＣＴ画像によって生成される減弱マップは、呼吸運動が殆ど又は全く生じていない時の患者の減弱特性を表わす。対照的に、ＰＥＴ画像は典型的には、相対的に長時間にわたって取得され、この場合には患者は取得時間が長いため自由に呼吸を許される。これら二つのデータ取得モードの不一致のため、減弱処理済みのＰＥＴ画像に画像アーティファクトが生じ得る。

この撮像アーティファクトを低減する一つの公知の方法は、多数の呼吸相のＣＴ画像（又は最大強度ＣＴ画像の生成）を平均して、多数の呼吸周期にわたって収集されたＰＥＴ取得の効果を模倣するものである。撮像アーティファクトを低減するもう一つの公知の方法は、呼吸同期型ＣＴ取得を用いて、呼吸同期型ＰＥＴ取得の呼吸特性にさらに十分に一致する減弱補正マップを生成するものである。典型的なプロトコルは、呼吸運動監視装置による６秒間〜８秒間のシネＣＴ取得を必要とする。次いで、呼吸同期型ＰＥＴ取得における対応する呼吸相を一致させるように多数の呼吸相のＣＴ画像を再構成する。

米国特許第６７２０８１２号

公知の方法の各々が患者の体動に誘発される画像アーティファクトを低減するのに実効的であるが、各々の公知の方法ではまた、シネＣＴ走査が幾分延長された時間にわたる多数回の連続的なＸ線曝射を必要とするため、患者に投与されるＸ線放射線の線量が増大する。診断ＣＴ画像の分解能は、ＣＴＡＣを生成するのに必要とされる分解能を遥かに上回っているため、Ｘ線放射線投与線量を低減する一方法では、Ｘ線管電流を低減し、すなわちＣＴ画像分解能を低下させる。

例えば、Ｘ線管電流をＣＴ診断画像を形成するのに十分なレベルに設定するときには、電子雑音は、Ｘ線フォトン統計に起因するゆらぎの極く一部を占めるに留まり、従って最終的な投影測定値に重大な影響を及ぼす訳ではない。しかしながら、Ｘ線管電流を低減し、従ってＸ線束を低減すると、電子雑音は全体的な雑音のかなりの部分を占めるようになる。結果として、Ｘ線管電流を低減して患者投与線量を減少させるにつれて、画像の影の著しい増大が生ずると共にＣＴ数の不正確さが顕著になってくる。加えて、診断ＣＴ画像を形成するのに用いられるレベルを下回るまでＸ線管電流を低減すると、最終的にはＰＥＴ減弱補正に許容し得ないＣＴ画像を生ずるに至る。

一実施形態では、マルチ・モダリティ撮像データを補正する方法を提供する。この方法は、ＣＴイメージング・システムによって発生される管電流を、診断品質ＣＴ画像を形成するのに用いられる管電流値よりも小さい管電流値になるように調節するステップと、該より小さい管電流値に設定されたＣＴイメージング・システムによって患者を撮像するステップとを含んでいる。この方法はまた、複数の計算機式断層写真法（ＣＴ）投影データを生成するステップと、前処理済みＣＴ投影データを生成するようにＣＴ投影データを前処理するステップとを含んでいる。この方法はさらに、電子雑音の影響を低減し、フィルタ処理済みＣＴ投影データを生成する平均保存フィルタを用いて、前処理済みＣＴ投影データをフィルタ処理するステップと、補正済みマルチ・モダリティ撮像データを生成するようにフィルタ処理済みＣＴ投影データに対してマイナス対数演算を実行するステップとを含んでいる。この方法はまた、ＰＥＴデータを補正するための減弱補正ファクタを生成するのに用いられるＣＴ画像を形成するステップを含んでいる。

もう一つの実施形態では、第一のモダリティ・ユニットと、第二のモダリティ・ユニットと、第一及び第二のモダリティ・ユニットに結合されて動作するコンピュータとを含むマルチ・モダリティ・イメージング・システムを提供する。コンピュータは、複数の計算機式断層写真法（ＣＴ）投影データを生成して、前処理済みＣＴ投影データを生成するようにＣＴ投影データを前処理するようにプログラムされている。コンピュータはまた、電子雑音の影響を低減するように前処理済みＣＴ投影データをフィルタ処理して、補正済みマルチ・モダリティ撮像データを生成するようにフィルタ処理済みＣＴ投影データに対してマイナス対数演算及び他の較正ステップを実行するようにプログラムされている。

さらにもう一つの実施形態では、コンピュータに命令するようにプログラムされているプログラムで符号化されているコンピュータ読み取り可能な媒体を提供する。このコンピュータ読み取り可能な媒体は、複数の計算機式断層写真法（ＣＴ）投影データを生成して、前処理済みＣＴ投影データを生成するようにＣＴ投影データを前処理するようにプログラムされている。このコンピュータ読み取り可能な媒体また、電子雑音を低減してフィルタ処理済みＣＴ投影データを生成するように前処理済みＣＴ投影データをフィルタ処理して、補正済みマルチ・モダリティ撮像データを生成するようにフィルタ処理済みＣＴ投影データに対してマイナス対数演算及び他の較正ステップを実行するようにプログラムされている。

本発明の一実施形態によるマルチ・モード型イメージング・システムの一例の見取り図である。 本発明の一実施形態による図１に示すシステムのブロック模式図である。 陽電子放出断層写真法（ＰＥＴ）データを補正する方法の一例を示す流れ図である。 陽電子放出断層写真法（ＰＥＴ）データを補正する方法の一例を示す流れ図である。 本発明の一実施形態による単一の投影ビューについて単一の検出器横列に対応する一組のＣＴ投影値のグラフ図である。

図１は、本発明の一実施形態によるマルチ・モード型イメージング・システム１０の一例の見取り図である。図２は、本発明の一実施形態による図１に示すマルチ・モード型イメージング・システム１０のブロック模式図である。本発明の各実施形態をＣＴイメージング・システム及びＰＥＴイメージング・システムを含む例示的な二元モダリティ・イメージング・システムの文脈で説明するが、本書に記載される作用を果たすことが可能な他のイメージング・システムを用いることも思量されることを理解されたい。

本書では、マルチ・モダリティ撮像データを補正するシステム及び方法を提供する。これらの装置及び方法を図面を参照して説明する。図面では、類似の参照番号は全ての図面において同じ要素を示す。かかる図面は、限定のためではなく例示のためのものであり、説明を分かり易くするために本書に含められている。

上で議論したように、少なくとも一つの公知のマルチ・モダリティ・システムは、診断目的のため、及びＣＴデータから導かれる複数の減弱補正ファクタを生成するためという両方の目的のためにＣＴ診断品質画像を用いる。例えば一体型ＰＥＴ／ＣＴシステムのようなマルチ・モダリティ・システムでは、システムが取得するＰＥＴ画像とＣＴ画像との本質的な位置揃えが存在する。患者は取得のＰＥＴ部分でもＣＴ部分でも同じテーブルに静止横臥しているので、患者は２種の取得において一貫した位置及び配向にあり、ＣＴ画像及びＰＥＴ画像を対応付けて合成する工程が大幅に簡略化する。これにより、ＣＴ画像を用いてＰＥＴ画像の再構成のために減弱補正情報を提供することが可能になると共に、画像の読影者がＣＴ画像に示されている解剖学的情報とＰＥＴ画像に示されている機能情報とを容易に対応付けることが可能になる。しかしながら、ＣＴ診断品質画像を形成するのに用いられるものよりも低いＸ線管電流を用いるか又は診断品質画像を形成するのに用いられるものよりも低いＸ線管電圧を用いてＰＥＴ画像の再構成のための減弱情報を提供することが望ましい。また、Ｘ線管電流が低減されたときにＣＴ画像に生ずる撮像アーティファクトを減少させる及び／又は解消することが望ましい。

図１及び図２にはマルチ・モード型イメージング・システム１０が示されており、同システム１０は第一のモダリティ・ユニット１１及び第二のモダリティ・ユニット１２を含んでいる。これら二つのモダリティ・ユニット１１及び１２は、システム１０が第一のモダリティ・ユニット１１を用いて第一のモダリティにおいて対象又は患者２２を走査し、第二のモダリティ・ユニット１２を用いて第二のモダリティにおいて同じ対象を走査することを可能にする。システム１０は、異なるモダリティでの多数の走査によって、単一の各モダリティ・システムを凌ぐ向上した診断能力を促進することを可能にしている。一実施形態では、マルチ・モード型イメージング・システム１０は陽電子放出断層写真法／計算機式断層写真法（ＰＥＴ／ＣＴ）イメージング・システム１０である。選択随意で、ＣＴ及びＰＥＴ以外のモダリティをシステム１０と共に用いる。第一のモダリティ・ユニット１１すなわちＣＴイメージング・システムはガントリ１３を含んでおり、ガントリ１３は、ガントリ１３の反対側に設けられている検出器アレイ１８に向かってＸ線のビーム１６を投射するＸ線源１５を有している。検出器アレイ１８は、各々が複数の検出器素子２０を含む複数の検出器横列によって形成されており、検出器素子２０が共に、患者２２のような対象を透過した投射Ｘ線を感知する。各々の検出器素子２０が、入射したＸ線ビームの強度を表わし従ってビームが対象又は患者２２を透過するときの減弱の推定を可能にする電気信号を発生する。Ｘ線投影データを取得する走査の間に、ガントリ１３及びガントリ１３に装着されている構成要素が回転中心２４の周りを回転する。図２は、検出器素子２０の単一の横列（すなわち検出器横列１列）のみを示している。しかしながら、マルチ・スライス検出器アレイ１８は、複数のスライスに対応する投影データが走査の間に同時に取得され得るように検出器素子２０の複数の平行な検出器横列を含んでいる。

ガントリ１３の回転及びＸ線源１５の動作は、ＰＥＴ／ＣＴシステム１０の制御機構２６によって制御される。制御機構２６は、Ｘ線制御器２８とガントリ・モータ制御器３０とを含んでおり、Ｘ線制御器２８はＸ線源１５に電力信号及びタイミング信号を供給し、ガントリ・モータ制御器３０はガントリ１３の回転速度及び位置を制御する。制御機構２６内に設けられているデータ取得システム（ＤＡＳ）３２が検出器素子２０からのアナログ・データをサンプリングして、後続の処理のためにこのデータをディジタル信号へ変換する。画像再構成器３４が、サンプリングされてディジタル化されたＸ線データをＤＡＳ３２から受け取って高速画像再構成を実行する。再構成された画像はコンピュータ３６への入力として印加され、コンピュータ３６は大容量記憶装置３８に画像を記憶させる。コンピュータ３６はまた、キーボードを有するコンソール４０を介して操作者から指令及び走査用パラメータを受け取る。付設されている目視表示ユニット４２によって、操作者は、再構成された画像及びコンピュータ３６からのその他のデータを観測することができる。

操作者が供給した指令及びパラメータはコンピュータ３６によって用いられて、ＤＡＳ３２、Ｘ線制御器２８及びガントリ・モータ制御器３０に制御信号及び情報を供給する。加えて、コンピュータ３６は、電動式テーブル４６を制御するテーブル・モータ制御器４４を動作させて、患者２２をガントリ１２内で配置する。具体的には、テーブル４６は患者２２の少なくとも一部分をガントリ開口４８を通して移動させる。

一実施形態では、コンピュータ３６は、フレキシブル・ディスク、ＣＤ−ＲＯＭ、ＤＶＤ、又はネットワーク若しくはインターネットのような他のディジタル・ソース等のコンピュータ読み取り可能な媒体５２からの命令及び／又はデータを読み取る装置５０、例えばフレキシブル・ディスク・ドライブ、ＣＤ−ＲＯＭドライブ、ＤＶＤドライブ、光磁気ディスク（ＭＯＤ）装置又はイーサネット（商標）装置等のネットワーク接続装置（「イーサネット」は商標）を含めたその他任意のディジタル装置、並びに開発途上のディジタル手段を含んでいる。他の実施形態では、コンピュータ３６はファームウェア（図示されていない）に記憶されている命令を実行する。コンピュータ３６は、本書に記載する作用を実行するようにプログラムされており、本書で用いられるコンピュータとの用語は当技術分野でコンピュータと呼ばれている集積回路のみに限らず、コンピュータ、プロセッサ、マイクロコントローラ、マイクロコンピュータ、プログラマブル論理コントローラ、特定応用向け集積回路、及び他のプログラム可能な回路を広範に指しており、これらの用語は本書では互換的に用いられている。

ＰＥＴ／ＣＴシステム１０はまた、第二の撮像モダリティ１２すなわちＰＥＴ撮像モダリティを含んでいる。ＰＥＴ撮像モダリティ１２は、複数の検出器素子（図示されていない）を含むＰＥＴ放出検出器６０を含んでいる。ＰＥＴ放出検出器６０及びＣＴ検出器アレイ１８は共に放射線を検出し、本書では共に放射線検出器と呼ばれる。一実施形態では、ＰＥＴ／ＣＴシステム１０は、米国ウィスコンシン州WaukeshaのGeneral Electric Healthcare社から市販されており本書に記載するように構成されているDiscovery LS ＰＥＴ／ＣＴシステムである。他の実施形態では、マルチ・モダリティ・イメージング・システム１０は、やはり米国ウィスコンシン州WaukeshaのGeneral Electric Healthcare社から市販されており本書に記載するように構成されているHawkeye ＰＥＴ／ＳＰＥＣＴ／ＣＴシステムである。加えて、医療環境において説明しているが、本書に記載する本発明の利点は、全てのマルチ・モダリティ・イメージング・システムにおいて享受され得るものと思量される。

この実施形態の例では、Ｘ線源１５及び検出器アレイ１８は、Ｘ線ビーム１６が被撮像患者２４と交差する角度が定常的に変化するように撮像平面内で患者２４の周りをガントリ１３と共に回転する。一つのガントリ角度での検出器アレイ１８からの一群のＸ線減弱測定値すなわち投影データを「ビュー」と呼ぶ。患者２４の「走査（スキャン）」は、Ｘ線源１５及び検出器１８が一回転する間に様々なガントリ角度すなわちビュー角度において形成される一組のビューを含んでいる。

ＣＴ走査では、投影データを処理して、患者２４を通して得られる二次元スライスに対応する画像を構築する。一組の投影データから画像を再構成する一方法は当業界でフィルタ補正逆投影法と呼ばれている。この方法は、積分減弱測定値を、各々のピクセルにおいて患者の減弱を表わす画像へ変換する。減弱測定値は典型的には、ＣＴ数の単位又はハンスフィールド単位に変換される。

全走査時間を短縮するために、「ヘリカル」・スキャン（螺旋走査）を行なうこともできる。「ヘリカル」・スキャンを行なうためには、患者２４を移動させながら所定の数のスライスのデータを取得する。かかるシステムは、一回のファン・ビーム・ヘリカル・スキャンから単一の螺旋を生成する。ファン・ビームによって悉く写像された螺旋から投影データが得られ、投影データから各々の所定のスライスにおける画像を再構成することができる。マルチ・スライス検出器を用いると多数の螺旋が得られる。

ヘリカル・スキャンのための再構成アルゴリズムは典型的には、収集したデータにビュー角度及び検出器チャネル番号の関数として加重する螺旋加重アルゴリズムを用いる。明確に述べると、フィルタ補正逆投影工程の前に、ガントリ角度及び検出器角度の両方の関数である螺旋加重ファクタに従ってデータに加重する。次いで、加重したデータを処理してＣＴ数を生成すると共に、患者２４を通して得られる二次元スライスに対応する画像を構築する。マルチ・スライスＰＥＴ／ＣＴシステム１０の動作時には、多数の投影が多数の検出器横列によって同時に取得される。ヘリカル・スキャンの場合と同様に、フィルタ補正逆投影工程の前に加重関数を投影データに適用する。

ＰＥＴイメージング・システム１９の動作時には、陽電子すなわち正に荷電した電子又は反電子が、サイクロトロン又は他の装置を用いて製造された放射性核種によって放出される。診断撮像に最も多用される放射性核種は、フッ素１８（１８Ｆ）、ルビジウム８２（８２Ｒｂ）、炭素１１（１１Ｃ）、窒素１３（１３Ｎ）及び酸素１５（１５Ｏ）である。放射性核種は、グルコース又は二酸化炭素のような物質に組み入れることにより「放射性医薬品」と呼ばれる放射性トレーサとして用いられる。

典型的な用法では、放射性医薬品は患者２４のような患者に注射されて、撮像したい器官又は血管等に蓄積する。特定の放射性医薬品が何らかの器官の内部で濃縮すること、又は血管の場合には特定の放射性医薬品が血管壁によって吸収されないことは公知である。濃縮の過程はしばしば、グルコース代謝、脂肪酸代謝及び蛋白質合成のような過程と関連する。

放射性医薬品が注目器官の内部で濃縮した後に放射性核種が減衰している間に、放射性核種は陽電子を放出する。陽電子は極く短い距離を飛翔した後に電子と衝突し、陽電子が電子と衝突すると陽電子は消滅して２個のフォトンに変換される。この消滅事象は、フォトン放出断層写真法（ＰＥＴ）を用いた撮像、特に医療撮像に関連する二つの特徴によって特徴付けられる。第一に、各々の消滅フォトンは、消滅時に約５１１ｋｅＶのエネルギを有すること、第二に、２個の消滅フォトンは実質的に反対方向に向かうことである。

ＰＥＴ撮像では、消滅の大凡の位置を三次元において特定することができれば、注目器官の三次元画像を再構成して観察することができる。消滅位置を検出するために、例えば放出検出器６０（図２に示す）のようなＰＥＴカメラが用いられる。ＰＥＴカメラの一例は、複数の検出器と、特に同時計数検出サーキットリを含むプロセッサとを含んでいる。

同時計数サーキットリ（図示されていない）は、撮像域の本質的に相対する両側に設けられている検出器に対応する本質的に同時に生じたパルス対を特定する。このようにして、同時に生じたパルス対は、消滅事象が一対の関連する検出器の間の直線において生じたことを示す。数分間の取得時間にわたって、数百万回の消滅が記録され、各々の消滅が、例えばＰＥＴ ＤＡＳ３２を介して特定の検出器対に関連付けられる。取得時間の後に、記録された消滅データを、幾つかの異なる周知の画像再構成方法の任意のものを介して利用して、注目器官の三次元画像を構築することができる。

本書で用いる場合には、単数形で記載されており単数不定冠詞を冠した要素またはステップとの用語は、排除を明記していない限りかかる要素又はステップを複数備えることを排除しないものと理解されたい。さらに、本発明の「一実施形態」に対する参照は、所載の特徴を同様に組み入れている付加的な実施形態の存在を排除しないものと解釈されたい。

また、本書で用いられる「画像を再構成する」との表現は、画像を表わすデータが生成されるが可視画像は形成されないような本発明の実施形態を排除するものではない。従って、本書で用いられる「画像」との用語は、可視画像及び可視画像を表わすデータの両方を広く指す。但し、多くの実施形態は少なくとも１枚の可視画像を形成する（か又は形成するように構成されている）。

上で議論したように、ＰＥＴ／ＣＴシステム１０は、システム１０のＣＴモダリティを動作させて生成されたデータを用いて、システム１０のＰＥＴモダリティの動作時に用いられる減弱補正ファクタを生成するように構成されている。明確に述べると、放出減弱補正ファクタ（ＣＴＡＣ）が、ＣＴ走査時に生成されたＣＴデータから導かれ、このときＣＴシステムは、最高のＣＴ画質を生ずるような間隔及び手法でＣＴデータを生成し、同じＣＴ投影データを用いて減弱補正済みＰＥＴ画像を形成するように構成されている。

ＰＥＴ／ＣＴイメージング・システム１０の動作時に、患者２４は複数のＣＴ画像を形成するように走査される（ブロック１０２）。本書での議論では、「画像」との用語は、可視画像及び可視画像を表わすデータの両方を広く指す。次いで、形成された画像を用いてＣＴ減弱補正ファクタを生成する。

図３は、マルチ・モダリティ撮像データを補正する方法１００の一例を示す流れ図である。この実施形態の例では、マルチ・モダリティ撮像データは、例えばＰＥＴ撮像データ又はＳＰＥＣＴ撮像データであってよい。この実施形態の例では、方法１００は、複数の計算機式断層写真法（ＣＴ）投影データを生成するステップ１０２、及び前処理済みＣＴ投影データを生成するようにＣＴ投影データを前処理するステップ１０４を含んでいる。方法１００はまた、電子雑音を低減してフィルタ処理済みＣＴ投影データを生成するように前処理済みＣＴ投影データをフィルタ処理するステップ１０６、及び補正済みＣＴＡＣデータを生成するようにフィルタ処理済みＣＴ投影データにマイナス対数演算を実行するステップ１０８を含んでいる。

ＣＴ診断品質画像を形成するために、方法１００は、ＣＴイメージング・システムによって用いられる管電流を、第一の管電流よりも小さい減弱補正マップを生成するための第二の管電流になるように調節するステップ１１０を含んでいる。さらに明確に述べると、ＣＴイメージング・システム１１は、管電流レベルが、この実施形態の例では約２００ｍＡ〜４００ｍＡの間にある第一の管電流に設定されているときにＣＴ高品質診断画像を形成するように構成されている。しかしながら、上で議論したように、ＣＴ診断品質画像の分解能は、ＣＴＡＣを生成するのに必要とされる分解能を遥かに上回る。従って、方法１００は、減弱補正マップ（ＣＴＡＣ）を生成するために管電流のレベルを第一の管電流値よりも小さい本書では減弱補正マップ値又は第二の管電流値と呼ばれる値になるように調節する又は低減するステップ１１０を含んでいる。

ＣＴＡＣ値は診断品質ＣＴ画像を形成するのに用いられる管電流設定値よりも小さい。例えば、第二の管電流値又は減弱補正マップ（ＣＴＡＣ）値は２０ｍＡ未満である。この実施形態の例では、減弱補正マップ（ＣＴＡＣ）値は約１０ｍＡと約２０ｍＡとの間である。管電流を減弱補正マップ（ＣＴＡＣ）値に設定することにより、走査の間に患者２２が受ける全Ｘ線投与線量を低減すると共にＣＴ画像分解能を低下させることを容易にする。このことについては後に改めて説明する。方法１００はさらに、管電流を減弱補正マップ（ＣＴＡＣ）値に設定して複数の計算機式断層写真法（ＣＴ）投影データを生成するステップ１０２を含んでいる。

方法１００はまた、前処理済みＣＴ投影データを生成するようにＣＴ投影データを前処理するステップ１０４を含んでいる。この実施形態の例では、ＣＴ投影データを前処理するステップ１０４は、ＣＴ投影データに対して検出器ゲイン較正、参照チャネル正規化及び／又は他の補正を施すステップ１１２を含んでいる。選択随意で、ＣＴ投影データを前処理するステップ１０４はまた、散乱補正を施すこと又は他の様々な手法を用いてＣＴ投影データを前処理することを含んでいてよい。

上で議論したように、管電流値又は管電圧値を低下させると負の信号が生じ得る。例えば、図４は、人体ファントムの単一の投影ビューについて単一の検出器横列に対応する一組のＣＴ投影値のグラフ図である。図４に示すように、Ｘ線管電流が減弱補正マップ（ＣＴＡＣ）値に設定されているときには、かなりの数のチャネルがゼロ未満に低下する。これら負の値によって、再構成画像にかなりの影及び縞が生ずる。

これら負の値は、ＣＴ ＤＡＳシステム３２の電子雑音の存在によって生じている。上で議論したように、管電流が診断品質画像を形成するように設定されているすなわち相対的に高い管電流に設定されているときには、相対的に高い管電流に起因して相対的に高いＸ線束状態が生ずる。電子雑音はＸ線フォトン統計に起因するゆらぎの極く一部を占めるに留まるので、最終的な投影測定値に重大な影響を及ぼす訳ではない。しかしながら、管電流を診断又は解剖学的な位置決めに許容可能なＣＴ画像を形成するのに用いられる値よりも低い値に設定すると、Ｘ線束は減少し、電子雑音の影響が全体的な雑音のかなりの部分を占めるようになり、図４に示す負の値の発生を招く。電子雑音の影響を小さくするために、方法１００はさらに、電子雑音を低減してフィルタ処理済みＣＴ投影データを生成するように前処理済みＣＴ投影データをフィルタ処理するステップ１０６を含んでいる。

診断品質画像に縞を生ずる負の値を除去するフィルタ処理は、負の値を近傍の検出器チャネルの前処理済み投影データの平均によって置き換えることにより達成され得る。負の値を置き換えると、平均値が変化して正となり、得られるデータは見かけ上減弱が小さくなる。相対的に低い管電流において実行される走査の場合には、この変化によってＣＴ数が下方に偏移して、生成されるＣＴＡＣ値はＰＥＴデータを補正するには不足したものとなる。正確なＣＴＡＣデータを生成するためには、負の値を除去するのに用いられるフィルタ処理又は他の処理は、平均値を保存するものとする。例えば、負の投影データのＮ×Ｎの近傍において、フィルタ処理の前後における平均値は同じになる。後述するように多くのフィルタ処理がこのような特性を示す。かかる要件を満たすフィルタは平均保存フィルタ（mean-preserving filters）と呼ばれる。

この実施形態の例では、電子雑音を低減するように前処理済みＣＴ投影データをフィルタ処理するステップ１０６は、ＣＴ投影データにマイナス対数演算を実行する前に低域通過フィルタを用いて前処理済みＣＴ投影データをフィルタ処理するステップ１０６を含んでいる。次式は、前処理済み投影データをフィルタ処理するのに用いられ得る低域通過フィルタの一例を表わしている。

式中、γ、β及びｚはそれぞれ検出器チャネル番号、ビュー番号及び横列番号を表わし、ｆ（γ，β，ｚ）は低域通過フィルタであり、

は畳み込み演算子である。

この実施形態の例では、フィルタ処理するステップ１０６は、マイナス対数演算の前に且つ検出器ゲイン較正が生じた後に、多くの異なる位置において実行され得る。明確に述べると、検出器ゲイン較正を行なわなければ、検出器チャネル間でのゲインのばらつきが投影信号に存在し、低域通過フィルタ処理演算によってこれらのばらつきがフィルタ処理後の信号に混入して最終画像に環状アーティファクトを生ずる場合がある。各々の次元での非一様性を補正するために適当な較正が適用されたら直ちに当該次元での平滑化を実行することができる。ビュー間での平滑化は検出器ゲイン較正の前に実行しても後に実行してもよいが、チャネル間での平滑化は空気較正の後に実行すべきである。独立に各々の次元に対して平滑化を実行すると、適当なデータの入手を容易にすることができる。

利用時には、低域通過フィルタを用いて前処理済み投影データフィルタ処理するステップ１０６は空間分解能を低下させる。しかしながら、方法１００は、ＣＴ画像の空間分解能とＰＥＴ画像の空間分解能との間の不一致を利用する。上で議論したように、ＣＴの空間分解能はＰＥＴよりも遥かに高く、また減弱マップに求められる分解能を十分に上回っている。結果として、前処理済みＣＴ投影データに対してフィルタ処理演算を実行するステップ１０６を実行しても最終的な減弱マップの精度に影響を及ぼすことはない。寧ろ、ＣＴ画像の空間分解能は、再構成カーネル及び後処理手法を用いて意図的に低減される。

一実施形態では、電子雑音を低減するためにＣＴ投影データをフィルタ処理するステップ１０６はさらに、三次元ボックスカー・フィルタを用いてＣＴ投影データをフィルタ処理するステップ１２０を含んでいる。低域通過フィルタ処理演算、ボックスカー平滑化を用いると、式（１）を下式のように書き換えることができる。

式中、γ、β及びｚはそれぞれ検出器チャネル番号、ビュー番号及び横列番号を表わし、ｐ′（γ，β，ｚ）はビュー次元、横列次元及びチャネル次元にわたって平均又はフィルタ処理を実行する三次元低域通過ボックスカー・フィルタであり、Ｎ、Ｍ及びＬはボックスカー・フィルタのパラメータである。これらのパラメータは、走査手法及び走査対象に基づいて先験的に決定することもできるし、投影に存在する負の値の量に基づいて動的に決定することもできる。

選択随意で、ＣＴ投影データをフィルタ処理するステップ１０６は、それぞれビュー次元、横列次元及びチャネル次元にわたって独立に５×５×５、又は５×３×５若しくは３×１×３の平均又はフィルタ処理を実行する三次元低域通過ボックスカー・フィルタのようなさらに広いカーネルを用いて投影をフィルタ処理するステップ１２０を含んでいる。例えば、フィルタの一例は、ビュー方向の３×１フィルタ、横列方向の５×１フィルタ、及びチャネル方向の３×３フィルタであってよい。この実施形態の例では、ＣＴ投影データをフィルタ処理するステップ１２０は、加重平均等によるもののようなカーネル係数を有する任意寸法の低域通過フィルタを用いること、及び／又は各々の次元毎に異なるカーネルを有し得るその他任意の所望の低域通過フィルタを用いることを含んでいる。この実施形態の例では、得られた信号に負の値が依然として観察される場合には、フィルタ処理後のデータに付加的なフィルタ処理を適用する。

他の実施形態では、ＣＴ投影データをフィルタ処理するステップ１０６は、方法１２０において実行されるものと等価の動作を実行するために、ＣＴスキャナにおいて利用可能な異なるデータ取得モードを用いてＣＴ投影データをフィルタ処理するステップ１２２を含んでいる。この実施形態の例では、フィルタ処理するステップ１２２は、検出器の横列を拡大してＣＴ投影データを取得すること、及び多数の入力チャネルにわたって電子雑音を平均することを含んでいる。例えば、１６列×１．２５ｍｍの検出器を、１６列×１．２５ｍｍ検出器として構成することもできるし、８列×２．５ｍｍ検出器として構成することもできるし、４列×３．７５ｍｍ検出器として構成することもできる。本実施形態では、フィルタ処理するステップ１２２は、８列×２．５ｍｍの検出器構成又は４列×３．７５ｍｍの検出器構成を用いてＣＴ投影データを取得することを含んでいる。アナログ検出器信号は、前処理するステップ１０４の前にフロント・エンド・プロセッサにおいて加算され、従ってマイナス対数演算を実行するステップ１０８の前に加算されるので、横列方向のフィルタ処理はデータ取得が完了した後に別個の処理を行なわなくても達成される。この実施形態の例では、４列×３．７５ｍｍ検出器構成を用いて発生されるアナログ信号は、１６列×１．２５ｍｍ検出器構成を用いて発生されるアナログ信号の約３倍の大きさであり、上で議論したような横列次元においてカーネル長さ３を用いて平均することと近似的に等価である。また、１６列×１．２５ｍｍ検出器構成を用いてデータを取得するときには全２０ｍｍ分の検出器アレイ１８を用いるが、４列×３．７５ｍｍ検出器構成を用いてデータを取得するときには１５ｍｍ分の検出器アレイ１８しか用いない。選択随意で、８列×２．５ｍｍ検出器構成を用いてＣＴ投影データを取得してもよい。８列×２．５ｍｍ検出器構成は全２０ｍｍ分の検出器アレイ１８を用い、この構成は、上で議論したような横列次元においてカーネル長さ２を用いて平均することと近似的に等価であり、１６列×１．２５ｍｍ検出器アレイ構成の約２倍の大きさのアナログ信号を発生する。

全２０ｍｍ分の検出器アレイ１８を用いる１６列×１．２５ｍｍ検出器構成とは異なる検出器構成を用いると、ＣＴ投影データをフィルタ処理するさらに効率のよい方法が得られる。例えば、異なる検出器横列からの投影標本は異なるプロセッサによって処理され、これらのプロセッサの間には通信路が殆ど存在しない。結果として、検出器横列、検出器チャネル又は投影ビューのいずれかを横断して平均又は低域通過フィルタ処理を実行するのにさらに長時間が掛かる。しかしながら、４列×３．７５ｍｍ検出器構成、又は上述のその他選択随意の検出器構成を用いると、イメージング・システムが同じビュー及び横列において取得されたデータを用いてＣＴ投影データを処理することが可能になり、このようにして検出器チャネルを横断した平均又は低域通過フィルタ処理を実行するときの効率が高まる。他の実施形態では、検出器チャネルを検出器の円弧にわたってまとめて、さらに粗い空間分解能の投影を生成する。例えば、隣り合った二つのチャネルを電子的に結合して、公称の８８８チャネル×６４横列ではなく４４４チャネル×６４横列分のデータ収集を可能にする。このアプローチを検出器横列構成とさらに結合すると、ビュー当たり４４４チャネル×１６横列分のデータ標本を得ることができる。言うまでもなく他の検出器構成の組み合わせも可能である。

他の実施形態では、ＣＴ投影データをフィルタ処理するステップ１０６は、ビュー圧縮手法を用いてＣＴ投影データをフィルタ処理するステップ１２４を含んでいる。この実施形態の例では、ビュー圧縮は、ガントリが通常の取得よりも低速で回転して通常の取得の整数倍となる回転当たりのビュー数を生成するようなモードである。前処理するステップ１０４の間に、負対数が適用されるよりも前にこれらのビューを平均して再構成時の雑音を低減する。この実施形態の例では、ＰＥＴ減弱補正のための低線量ＣＴを行なう目的で、同じガントリ速度（すなわちＣＴ診断品質画像を形成するのに用いられるのと同数のビュー）を用いてＣＴ投影ビューを取得する。加えて、ビュー圧縮手法を用いる前にビューの数を減少させて、負対数が適用される前の信号の電子雑音成分を平均する。利用時には、ビュー圧縮手法は、ビュー圧縮ファクタをＣＴ投影データに適用する。この実施形態の例では、ビュー圧縮ファクタは３：１であり、このようにして上で議論したようなカーネル長さを３としたビューを横断するフィルタ処理と等価の効果を奏する。従って、方法１００は、低線量Ｘ線で患者を走査しながら正確なＣＴハンスフィールド単位値を生成することを容易にする。本発明の他の実施形態では、ＤＡＳ（データ取得システム）のサンプリング・レートを、診断ＣＴデータ収集サンプリング・レートよりも遅くなるように変更する。例えば、１秒のガントリ回転速度について、ＤＡＳサンプリング・レートを、標本当たりのＸ線フォトン数が増大するように１０００Ｈｚではなく５００Ｈｚまで低下させる。

前処理済みＣＴ投影データが電子雑音を低減するようにフィルタ処理された後に、方法１００はまた、フィルタ処理済みＣＴ投影データにマイナス対数演算を実行するステップ１０８を含んでいる。この実施形態の例では、マイナス対数ステップは、あらゆる負の検出器信号を除去するように投影値の絶対値を取る等のような付加的な処理を含んでいる。代替的には、対数演算の後の平均信号が実質的に不変となるように、平均保存フィルタを適用することができる。平均保存フィルタは、平均値を実質的に同じに保つように隣接する標本の値を同時に変化させながら、負の標本値を所定の値に割り当てる。代替的には、動的に算出された値を用いて、所定の値の代わりに負の値を置き換えると共に、隣接するチャネル値を呼応して変更する。次いで、処理済みの投影データを他の前処理するステップ及び再構成ステップを介して供給して、再構成画像に到達することができる。

本書に記載した方法及び装置は、ＰＥＴ画像から減弱及び散乱の効果を除去するのに用いることのできる減弱補正データを生成することを容易にする。明確に述べると、本書に記載した方法及び装置は、患者に投与されるＸ線投与線量を低減しつつ患者の体動に誘発される画像アーティファクトを低減することを容易にする。影の発生及び低線量放射線撮像に一般に関連する他の撮像の問題を克服するために、所載の方法はまた、マイナス対数演算を実行する前にＣＴ投影データをフィルタ処理するステップを含んでおり、ＣＴデータ取得システムの電子雑音の結果として生ずる負の投影値を減少させる。

本発明を様々な特定の実施形態について記載したが、当業者であれば、特許請求の範囲の要旨及び範囲内にある改変を施して本発明を実施し得ることを認められよう。

以上、マルチ・モダリティ・イメージング・システムの実施形態の幾つかの例を詳細に説明した。説明したマルチ・モダリティ・イメージング・システムの構成要素は、本書に記載した特定の各実施形態に限定される訳ではなく、各々のマルチ・モダリティ・イメージング・システム構成要素を、本書に記載したその他構成要素とは独立に別個に用いてもよい。例えば、以上に記載したマルチ・モダリティ・イメージング・システムの各構成要素を他のイメージング・システムと共に用いてもよい。

本書で用いられる「コンピュータ」との用語は、マイクロコントローラ、縮小命令セット・コンピュータ（ＲＩＳＣ）、特定応用向け集積回路（ＡＳＩＣ）、論理回路、及び本書に記載された作用を実行することが可能な他の任意の回路又はプロセッサを用いたシステムを含む任意のプロセッサ方式のシステム又はマイクロプロセッサ方式のシステムを含み得る。上の例は例示のみのためのものであり、従って「コンピュータ」との語の定義及び／又は意味を限定するものでは一切ない。

コンピュータ又はプロセッサは、入力データを処理するために１又は複数の記憶要素に記憶されている一組の命令を実行する。これらの記憶要素はまた、所望又は必要に応じてデータ又は他の情報を記憶していてもよい。記憶要素は、処理機械の内部の情報源又は物理的メモリ要素の形態にあってもよい。

上述の一組の命令は、本発明の様々な実施形態の方法及び工程のような特定の動作を実行するように処理機械としてのコンピュータ又はプロセッサに命令する様々な命令を含み得る。一組の命令は、ソフトウェア・プログラムの形態にあってよい。ソフトウェアは、システム・ソフトウェア又はアプリケーション・ソフトウェアのような様々な形態にあってよい。さらに、ソフトウェアは、別個のプログラムの集合、より大きなプログラムの内部のプログラム・モジュール又はプログラム・モジュールの一部の形態にあってよい。ソフトウェアはまた、オブジェクト指向プログラミングの形態のモジュール型プログラミングを含み得る。処理機械による入力データ処理は、利用者の指令に応答して行なわれてもよいし、以前の処理の結果に応答して行なわれてもよいし、他の処理機械によって発行された要求に応答して行なわれてもよい。

本書で用いられる「ソフトウェア」及び「ファームウェア」との用語は互換的であり、ＲＡＭメモリ、ＲＯＭメモリ、ＥＰＲＯＭメモリ、ＥＥＰＲＯＭメモリ及び不揮発性ＲＡＭ（ＮＶＲＡＭ）メモリを含めてコンピュータによる実行のためにメモリに記憶される任意のコンピュータ・プログラムを含む。以上のメモリ形式は例示のみのためのものであって、従ってコンピュータ・プログラムの記憶のために利用可能なメモリの形式について限定するものではない。

以上の記載は例示説明のためのものであって制限するものではないことを理解されたい。例えば、上述の実施形態（及び／又は各実施形態の各観点）を互いに組み合わせて用いることができる。加えて、本発明の範囲から逸脱せずに特定の状況又は材料を本発明の教示に合わせて適応構成する多くの改変を施してよい。本書に記載されている材料の寸法及び形式は、本発明の各パラメータを定義するためのものであるが、限定的な実施形態ではなく、例示的な実施形態である。以上の記載を吟味すれば、当業者には他の多くの実施形態は明らかとなろう。従って、本発明の範囲は、特許請求の範囲に関連して、かかる特許請求の範囲が網羅する等価物の全範囲と共に決定されるものとする。特許請求の範囲では、「including包含する」等の用語は「comprising含む」の標準英語の同義語として、また「in whichこのとき」等の用語は「whereinここで」の標準英語の同義語として用いられている。また、特許請求の範囲では、「第一」「第二」及び「第三」等の用語は単にラベルとして用いられており、これらの用語の目的語に対して数値的要件を課すものではない。さらに、特許請求の範囲の制限は、「手段プラス機能（means-plus-function）」式で記載されている訳ではなく、かかる特許請求の範囲の制限が、「〜のための手段」に続けて他の構造を含まない機能の言明を従えた文言を明示的に用いていない限り、合衆国法典第３５巻第１１２条第６パラグラフに基づいて解釈されるべきでない。

１０ マルチ・モード型イメージング・システム
１１ 第一のモダリティ・ユニット
１２ 第二のモダリティ・ユニット
１３ ガントリ
１５ Ｘ線源
１６ Ｘ線ビーム
１８ 検出器アレイ
２０ 検出器素子
２２ 患者
２４ 回転中心
２６ 制御機構
４２ 表示器
４６ 電動式テーブル
４８ ガントリ開口
５０ 読み取り装置
５２ コンピュータ読み取り可能な媒体
６０ ＰＥＴ放出検出器
１００ マルチ・モダリティ撮像データを補正する方法

Claims (8)

1. マルチ・モダリティ撮像データを補正する方法であって、
   計算機式断層写真法（ＣＴ）イメージング・システムを、減弱補正マップを生成するための十分な第１の管電流に調節するステップであって、前記第１の管電流は、ＣＴ診断品質画像の生成のために用いられる第２の管電流よりも小さい、ステップと、
   前記ＣＴイメージング・システムを用いて、前記第１の管電流で、複数のＣＴ投影データを生成するステップであって、前記第１の管電流は、負値の前記ＣＴ投影データを発生する関連するＸ線束を有する、ステップと、
   前処理済みＣＴ投影データを生成するように、前記ＣＴ投影データを前処理するステップと、
   電子雑音の影響を小さくしてフィルタ処理済みＣＴ投影データを生成するように、前記前処理済みＣＴ投影データをフィルタ処理するステップと、
   前記負値を正値に変換して前記補正済み陽電子放出断層（ＰＥＴ）データを生成するように、前記フィルタ処理済みＣＴ投影データにマイナス対数演算を実行するステップと、
   を備えた方法。
2. 前記前処理済みＣＴ投影データをフィルタ処理するステップは、低域通過フィルタを用いて前記ＣＴ投影データをフィルタ処理するステップをさらに含んでいる、請求項１に記載の方法。
3. 前記前処理済みＣＴ投影データをフィルタ処理するステップは、チャネル方向、横列方向及びビュー方向にわたって独立に加重平均演算子フィルタを適用するステップをさらに含んでいる、請求項１に記載の方法。
4. 前記前処理済みＣＴ投影データをフィルタ処理するステップは、
   前記ＣＴ投影データを第一の方向にフィルタ処理するステップと、
   前記ＣＴ投影データを前記第一の方向とは異なる第二の方向にフィルタ処理するステップと、
   前記ＣＴ投影データを前記第二の方向とは異なる第三の方向にフィルタ処理するステップと、
   をさらに含んでいる、請求項１に記載の方法。
5. 前記前処理済みＣＴ投影データをフィルタ処理するステップは、平均保存フィルタを用いて前記ＣＴ投影データをフィルタ処理するステップをさらに含んでいる、請求項１に記載の方法。
6. 前記前処理済みＣＴ投影データをフィルタ処理するステップは、隣り合った検出器チャネル、隣り合った横列、及び隣り合ったビューから発生されるアナログ信号を電子的に結合することにより前記前処理済みＣＴ投影データをフィルタ処理するステップをさらに含んでいる、請求項１に記載の方法。
7. 前記前処理済みＣＴ投影データをフィルタ処理するステップは、前記前処理済みＣＴ投影データの負の値の量に基づいて動的に調節されるフィルタ処理パラメータを用いて前記前処理済みＣＴ投影データをフィルタ処理するステップをさらに含んでいる、請求項１に記載の方法。
8. 前記前処理済みＣＴ投影データをフィルタ処理するステップは、前記前処理済みＣＴ投影データの負の値の量を減少させる平均保存フィルタを用いて前記前処理済みＣＴ投影データをフィルタ処理するステップをさらに含んでいる、請求項１に記載の方法。