JP2004237076A - Method and apparatus for multimodality imaging - Google Patents

Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To provide information for reconstructing images of the other modality on the part of a patient exceeding a field of view (FOV) of one modality in a multimodality imaging system. <P>SOLUTION: A method includes a process to acquire first modality data containing data of the FOV (76) sampled completely and data of the FOV sampled partially by scanning a subject (22) with a first modality having a first FOV. Furthermore, the method includes a process to acquire second modality data by scanning the subject with a second modality having a second FOV which is larger than the first FOV and a process to reconstruct images of the subject by using the second modality data and the data of the FOV sampled partially by the first modality. <P>COPYRIGHT: (C)2004,JPO&NCIPI

Description

本発明は一般的には、マルチ・モダリティで対象を走査すること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、各モダリティが異なる視野を有しているマルチ・モダリティ・システムに関する。   The present invention relates generally to imaging systems capable of scanning an object with multiple modalities, and more particularly to a multi-modality system where each modality has a different field of view.

本発明は、限定しないが例えば陽電子放出断層写真法（ＰＥＴ）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た走査が可能なマルチ・モーダル・イメージング・システムに関するものである。マルチ・モードとマルチ・モダリティとの違いは、マルチ・モード・システムは異なるモード（例えばフルオロ・モード及びトモシンセシス・モード）で走査を行なうために利用されるものであり、他方、マルチ・モーダル・システム（マルチ・モダリティ・システム）は異なるモダリティ（例えばＣＴ及びＰＥＴ）で走査を行なうのに用いられる点である。本発明の利点は、限定しないが例えばＣＴ／ＰＥＴイメージング・システム等のすべてのマルチ・モダリティ・イメージング・システムで有用であるものと想到される。   The present invention relates to a multi-modal imaging system capable of scanning using different modalities such as, but not limited to, positron emission tomography (PET) and computed tomography (CT). The difference between multi-mode and multi-modality is that multi-mode systems are used to scan in different modes (eg, fluoro mode and tomosynthesis mode), while multi-modal systems (Multi-modality system) is a point used to perform scanning with different modalities (eg, CT and PET). It is envisioned that the advantages of the present invention will be useful in all multi-modality imaging systems such as, but not limited to, CT / PET imaging systems.

少なくとも幾つかのマルチ・モダリティ・システムは、異なるモダリティ毎に異なる視野（ＦＯＶ）を有する。例えば、ＣＴ／ＰＥＴシステムは、ＰＥＴ ＦＯＶよりも小さいＣＴ ＦＯＶを有する場合があり、幾つかの走査条件下では、患者の一部がＣＴ検出器によって測定される領域を超えて延在することにより画像アーティファクト及び撮像対象の不完全な表現を招く場合がある。アーティファクト低減を扱った幾つかの公知の方法が発表されているが、ＣＴ ＦＯＶの外部に位置する患者の部分の撮像については扱われていない。   At least some multi-modality systems have different fields of view (FOV) for different modalities. For example, a CT / PET system may have a CT FOV that is smaller than the PET FOV, and under some scanning conditions, a portion of the patient may extend beyond the area measured by the CT detector. This can lead to image artifacts and incomplete representation of the imaged object. Several known methods have been published that address artifact reduction, but do not address imaging of a portion of the patient located outside the CT FOV.

例えば統合型ＰＥＴ−ＣＴシステム等のようなマルチ・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画像との間では本質的に位置合わせが揃っている。患者はＰＥＴ取得部分のときもＣＴ取得部分のときも同じテーブルに横臥したままでいるので、患者はこれら２回の取得時に一貫した位置及び配向に位置しており、ＣＴ画像及びＰＥＴ画像を相関付けして合成する過程が大幅に単純化する。これにより、ＣＴ画像を用いてＰＥＴ画像の再構成のための減弱補正情報を提供することが可能になると共に、画像読影者がＣＴ画像に提示されている解剖学的情報とＰＥＴ画像に提示されている機能情報とを容易に相関付けすることが可能になる。しかしながら、ＣＴ ＦＯＶを超えて延在する患者の部分のＰＥＴ画像の再構成のために減弱情報を提供できると望ましい。また、ＦＯＶ内部のＰＥＴ画像について正確な減弱情報を提供できると望ましい（トランケーションによって生ずるアーティファクトは偏った減弱情報を生成することに留意されたい）。   For example, in a multi-modality system such as an integrated PET-CT system or the like, registration is essentially aligned between a PET image and a CT image acquired by the system. Because the patient remains on the same table during both the PET and CT acquisitions, the patient is in a consistent position and orientation during these two acquisitions and the CT and PET images are correlated. The process of attaching and synthesizing is greatly simplified. This makes it possible to provide attenuation correction information for the reconstruction of the PET image using the CT image, and enables the image interpreter to provide the anatomical information presented in the CT image and the anatomical information presented in the PET image. It is possible to easily correlate with the function information. However, it would be desirable to be able to provide attenuation information for the reconstruction of PET images of the part of the patient that extends beyond the CT FOV. It is also desirable to be able to provide accurate attenuation information for PET images inside the FOV (note that artifacts caused by truncation produce biased attenuation information).

一観点では、本発明の方法は、第一の視野を有する第一のモダリティで対象を走査して、完全にサンプリングされている視野データ及び部分的にサンプリングされている視野データを含んだ第一のモダリティ・データを得る工程を含んでいる。この方法はまた、第一の視野よりも大きい第二の視野を有する第二のモダリティで対象を走査して第二のモダリティ・データを得る工程と、第二のモダリティ・データ及び第一のモダリティの部分的にサンプリングされている視野データを用いて対象の画像を再構成する工程とを含んでいる。   In one aspect, a method of the present invention scans an object with a first modality having a first field of view and includes a first modality having fully sampled field data and partially sampled field data. And obtaining modality data for The method also includes scanning the object with a second modality having a second field of view larger than the first field of view to obtain second modality data, the second modality data and the first modality. Reconstructing an image of the subject using the partially sampled field-of-view data.

他の観点では、イメージング装置を提供する。この装置は、Ｘ線源、及びこの線源から放出されたＸ線を受光するように配置されているＸ線に応答する検出器を含んだ計算機式断層写真法（ＣＴ）システムと、γ線に応答する検出器を含んだ陽電子放出断層写真法（ＰＥＴ）システムと、ＣＴシステム及びＰＥＴシステムに動作に関して結合されているコンピュータとを含んでいる。コンピュータは、完全にサンプリングされている視野データ及び部分的にサンプリングされている視野データを含んだデータを対象のＣＴ走査から受け取り、完全にサンプリングされている視野データを用いて、受け取った部分的にサンプリングされている視野データを増強し、対象のＰＥＴ走査からデータを受け取って、受け取ったＰＥＴデータ及び増強した部分的にサンプリングされている視野データを用いて対象の画像を再構成するように構成されている。   In another aspect, an imaging device is provided. The apparatus includes a computed tomography (CT) system including an x-ray source and an x-ray responsive detector positioned to receive x-rays emitted from the x-ray source; A positron emission tomography (PET) system including a detector responsive to the CT system and a computer operatively coupled to the CT system and the PET system. The computer receives data from the subject CT scan, including the fully sampled field data and the partially sampled field data, and uses the fully sampled field data to receive the partially sampled field data. Configured to augment the sampled view data, receive data from the PET scan of the subject, and reconstruct an image of the subject using the received PET data and the enhanced partially sampled view data. ing.

他の観点では、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。このプログラムは、第一のモダリティからの完全にサンプリングされている視野データを用いて第一のモダリティからの部分的にサンプリングされている視野データを増強して、増強した第一のモダリティ・データを用いて第二のモダリティで画像を再構成すべくコンピュータに指令するように構成されている。   In another aspect, a computer readable medium encoded with a program is provided. The program augments the partially sampled view data from the first modality with the fully sampled view data from the first modality to generate the augmented first modality data. And using the second modality to instruct the computer to reconstruct the image.

本発明はまた、第一及び第二の視野（ＦＯＶ）にそれぞれ対応する第一及び第二の画像データ集合と共に用いられる方法を含んでいる。第一のデータ集合は、第一のＦＯＶを通る最初から最後までの平行軌道にそれぞれ対応する最初から最後までの減弱測定値を各々含んだ複数の投影ビューを含んでおり、第一のＦＯＶは、第二のＦＯＶよりも小さく且つ第二のＦＯＶの内部に含まれて、第一及び第二のＦＯＶの共通区域のみが投影ビューの各々によって横断され、また、第二のＦＯＶの内部にあり且つ第一のＦＯＶの外部にある区域は投影ビューの部分集合のみによって横断されるようになっている。この方法は、１以上の投影ビューからの減弱測定値を用いて、１以上の他の投影ビューからの減弱測定値を増強すると共に、この１以上の他の投影ビューに対して第二のＦＯＶの少なくとも一部を横断する軌道に対応する減弱測定値を加算する工程と、増強した投影ビューを用いて第二のデータ集合を減弱について補償する工程と、補償した第二のデータ集合を結合して画像を構成する工程とを含んでいる。   The invention also includes a method for use with first and second image data sets corresponding to first and second fields of view (FOV), respectively. The first data set includes a plurality of projection views, each including a first to last attenuation measurement corresponding to a first to last parallel trajectory through the first FOV, wherein the first FOV is , Smaller than the second FOV and contained within the second FOV, only the common area of the first and second FOVs is traversed by each of the projection views and is within the second FOV. And the area outside the first FOV is traversed only by a subset of the projection views. The method uses attenuation measurements from one or more projection views to enhance attenuation measurements from one or more other projection views and a second FOV for the one or more other projection views. Combining attenuation measurements corresponding to trajectories traversing at least a portion of the steps; compensating the second data set for attenuation using the enhanced projection view; combining the compensated second data set. And forming an image.

本発明はさらに、撮像対象の構造特性及び機能特性を示す構造データ集合及び機能データ集合と共に用いられる方法を含んでいる。構造集合及び機能集合は第一及び第二の視野（ＦＯＶ）にそれぞれ対応しており、構造データ集合は、第一のＦＯＶを通る最初から最後までの平行軌道にそれぞれ対応する最初から最後までの減弱測定値を各々含んだ複数の投影ビューを含んでおり、第一のＦＯＶは、第二のＦＯＶよりも小さく且つ第二のＦＯＶの内部に含まれて、第一及び第二のＦＯＶの共通区域のみが投影ビューの各々によって横断され、また、第二のＦＯＶの内部にあり且つ第一のＦＯＶの外部にある区域は投影ビューの部分集合のみによって横断されるようになっている。この方法は、各々の投影ビューについて、すべての減弱測定値を加算してビュー減弱測定値を形成する工程と、最大ビュー減弱測定値を識別する工程と、最大減弱測定値よりも小さいビュー減弱測定値の１以上の部分集合の各々について、関連する投影ビューを増強して増強した減弱ビューを形成し、増強したビューのすべての減弱測定値の和が最大減弱測定値と実質的に同様になるようにする工程と、増強した投影ビュー及び増強していない投影ビューを用いて第二のデータ集合を減弱について補償する工程と、補償した第二のデータ集合を結合して画像を構成する工程とを含んでいる。   The invention further includes a method for use with a structural data set and a functional data set indicative of the structural and functional characteristics of the object to be imaged. The structure set and the function set correspond to the first and second fields of view (FOV), respectively, and the structure data set corresponds to the first to last parallel trajectories passing through the first FOV, respectively. A plurality of projection views each including an attenuation measurement, wherein the first FOV is smaller than the second FOV and contained within the second FOV, and the common FOV of the first and second FOVs; Only areas are traversed by each of the projection views, and areas that are inside the second FOV and outside the first FOV are traversed by only a subset of the projection views. The method includes, for each projection view, adding all attenuation measurements to form a view attenuation measurement; identifying a maximum view attenuation measurement; and a view attenuation measurement that is less than the maximum attenuation measurement. For each of the one or more subsets of values, the associated projection view is enhanced to form an enhanced attenuation view, and the sum of all attenuation measurements of the enhanced view is substantially similar to the maximum attenuation measurement. And compensating the second dataset for attenuation using the enhanced and unenhanced projection views; andcombining the compensated second dataset to form an image. Contains.

加えて、本発明は、第一及び第二の視野（ＦＯＶ）の周囲の複数の投影角度から第一及び第二のデータ集合をそれぞれ収集するように構成されている第一及び第二の検出器と共に用いられる方法を含んでいる。各々の投影角度のデータが一つの投影ビューを構成しており、第二のＦＯＶは第一のＦＯＶよりも大きく且つ第一のＦＯＶを含んで、各々の第一の集合の投影ビューが第二のＦＯＶの一部のみを横断するようにしている。第二のＦＯＶの内部に位置する対象の画像を形成する本方法は、第一及び第二のデータ集合を収集する工程と、対象が第一のＦＯＶを超えて延在している場合には対象全体を完全な一つの投影ビューとして包含している可能性の高い１以上の第一の集合の投影ビューを識別する工程と、対象がその外部に延在している第一の集合の投影ビューをトランケートされた投影ビューとして識別する工程と、完全な投影ビュー・データを用いて各々のトランケートされた投影ビューのデータを増強することにより増強した第一の集合を形成する工程と、増強した第一の集合及び第二の集合を結合して補償した第二の集合を形成する工程と、補償した第二の集合を結合して画像を形成する工程とを含んでいる。   In addition, the present invention provides first and second detections configured to collect first and second data sets, respectively, from a plurality of projection angles around a first and second field of view (FOV). Includes methods used with vessels. Each projection angle data constitutes one projection view, the second FOV is larger than the first FOV and includes the first FOV, and the projection view of each first set is the second FOV. Only a part of the FOV. The method of forming an image of an object located inside a second FOV includes the steps of collecting first and second data sets, and wherein the object extends beyond the first FOV. Identifying one or more first set of projection views likely to encompass the entire object as a complete projection view, and projecting the first set with the object extending outside thereof Identifying a view as a truncated projection view; forming an augmented first set by augmenting the data of each truncated projection view with the complete projection view data; Combining the first set and the second set to form a compensated second set; and combining the compensated second set to form an image.

さらに、本発明は、撮像対象の構造特性及び機能特性を示す構造データ集合及び機能データ集合と共に用いられるイメージング装置を含んでいる。構造集合及び機能集合は第一及び第二の視野（ＦＯＶ）にそれぞれ対応しており、構造データ集合は、第一のＦＯＶを通る最初から最後までの平行軌道にそれぞれ対応する最初から最後までの減弱測定値を各々含んだ複数の投影ビューを含んでおり、第一のＦＯＶは、第二のＦＯＶよりも小さく且つ第二のＦＯＶの内部に含まれて、第一及び第二のＦＯＶの共通区域のみが投影ビューの各々によって横断され、また、第二のＦＯＶの内部にあり且つ第一のＦＯＶの外部にある区域は投影ビューの部分集合のみによって横断されるようになっている。この装置は、各々の投影ビューについて、すべての減弱測定値を加算してビュー減弱測定値を形成し、最大ビュー減弱測定値を識別し、最大減弱測定値よりも小さいビュー減弱測定値の１以上の部分集合の各々について、関連する投影ビューを増強して増強した減弱ビューを形成し、増強したビューのすべての減弱測定値の和が最大減弱測定値と実質的に同様になるようにし、増強した投影ビュー及び増強していない投影ビューを用いて第二のデータ集合を減弱について補償し、補償した第二のデータ集合を結合して画像を構成するように構成されているコンピュータを含んでいる。   Further, the present invention includes an imaging apparatus used with a structural data set and a functional data set indicating structural and functional characteristics of an imaging target. The structure set and the function set correspond to the first and second fields of view (FOV), respectively, and the structure data set corresponds to the first to last parallel trajectories passing through the first FOV, respectively. A plurality of projection views each including an attenuation measurement, wherein the first FOV is smaller than the second FOV and contained within the second FOV, and the common FOV of the first and second FOVs; Only areas are traversed by each of the projection views, and areas that are inside the second FOV and outside the first FOV are traversed by only a subset of the projection views. The apparatus sums all attenuation measurements for each projection view to form a view attenuation measurement, identifies a maximum view attenuation measurement, and one or more of the view attenuation measurements that are less than the maximum attenuation measurement. Augmenting the associated projection view to form an enhanced attenuation view for each of the subsets of, so that the sum of all attenuation measurements of the enhanced view is substantially similar to the maximum attenuation measurement; A computer configured to compensate the second dataset for attenuation using the projected projection view and the non-enhanced projection view and combine the compensated second dataset to form an image. .

本書では、回転式取得システムの拡張型視野のためのトランケーション補償方法及び装置を提供する。以下で詳しく説明するように、一観点では、本発明の方法は、パラレル・サンプリング幾何学的構成の場合には、パラレル・サンプリング幾何学的構成の全チャネルにわたって積算した合計減弱量が投影角度に独立であるという特性に少なくとも部分的に基づいている。本発明の装置及び方法を図面を参照して説明するが、図面では類似の参照番号は全図面で同一の要素を示している。これらの図面は、限定ではなく説明のために掲げられており、本発明の装置及び方法の例示的な実施形態の説明を容易にするために本書に含められている。   This document provides a truncation compensation method and apparatus for an extended field of view of a rotating acquisition system. As described in more detail below, in one aspect, the method of the present invention, in the case of a parallel sampling geometry, adds the total attenuation integrated over all channels of the parallel sampling geometry to the projection angle. It is based at least in part on the property of being independent. The apparatus and method of the present invention will be described with reference to the drawings, wherein like reference numerals indicate identical elements throughout the drawings. These drawings are provided for purposes of explanation, not limitation, and are included herein to facilitate description of exemplary embodiments of the devices and methods of the present invention.

幾つかの公知のＣＴイメージング・システム構成においては、Ｘ線源がファン（扇形）形状のビームを投射し、このビームは、デカルト座標系のＸＹ平面であって、一般に「イメージング（撮像）平面」と呼ばれる平面内に位置するようにコリメートされる。Ｘ線ビームは患者等の撮像対象を透過する。ビームは対象によって減弱された後に放射線検出器のアレイに入射する。検出器アレイで受光される減弱した放射線ビームの強度は、対象によるＸ線ビームの減弱量に依存している。アレイ内の各々の検出器素子が、検出器の位置でのビーム強度の測定値である別個の電気信号を発生する。すべての検出器からの減弱測定値を別個に取得して透過プロファイル（断面）を形成する。   In some known CT imaging system configurations, the X-ray source projects a fan-shaped beam, which is in the XY plane of the Cartesian coordinate system, and is generally referred to as the "imaging plane". Collimated to lie in a plane called The X-ray beam passes through an imaging target such as a patient. The beam impinges on the array of radiation detectors after being attenuated by the object. The intensity of the attenuated radiation beam received by the detector array depends on the amount of attenuation of the x-ray beam by the subject. Each detector element in the array generates a separate electrical signal that is a measurement of the beam intensity at the location of the detector. Attenuation measurements from all detectors are obtained separately to form a transmission profile (cross-section).

第三世代ＣＴシステムでは、Ｘ線源及び検出器アレイは、Ｘ線ビームが撮像対象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撮像対象の周りをガントリと共に回転する。一つのガントリ角度での検出器アレイからの一群のＸ線減弱測定値すなわち投影データを「ビュー」と呼ぶ。対象の「走査（スキャン）」は、Ｘ線源及び検出器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。   In a third generation CT system, the x-ray source and detector array rotate with the gantry around the object in the imaging plane such that the angle at which the x-ray beam intersects the object changes steadily. A group of X-ray attenuation measurements or projection data from a detector array at one gantry angle is referred to as a "view." A "scan" of an object includes a set of views formed at various gantry or view angles during one revolution of the x-ray source and detector.

アキシャル・スキャン（軸方向走査）では、投影データを処理して、対象を通して得られる二次元スライスに対応する画像を構成する。一組の投影データから画像を再構成する一方法に、当業界でフィルタ補正逆投影法と呼ばれるものがある。この方法は、走査からの減弱測定値を「ＣＴ数」又は「ハンスフィールド（Hounsfield）単位」と呼ばれる整数へ変換し、これらの整数を用いて陰極線管表示器上の対応するピクセルの輝度を制御する。   In an axial scan (axial scan), the projection data is processed to construct an image corresponding to a two-dimensional slice obtained through the object. One method of reconstructing an image from a set of projection data is referred to in the art as filtered backprojection. This method converts attenuation measurements from a scan into integers called "CT numbers" or "Hounsfield units" and uses these integers to control the brightness of the corresponding pixels on the cathode ray tube display. I do.

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、所定の数のスライスのデータが取得されている最中に患者を移動させる。このようなシステムは、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。   A "helical" scan (spiral scan) can also be performed to reduce the total scan time. To perform a “helical” scan, the patient is moved while a predetermined number of slices of data are being acquired. Such a system produces a single helix from a single fan beam helical scan. The projection data is obtained from the helix completely mapped by the fan beam, and the image at each given slice can be reconstructed from the projection data.

ヘリカル・スキャン用の再構成アルゴリズムは典型的には、収集したデータに対して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利用している。明確に述べると、フィルタ補正逆投影法を行なう前に、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、対象を通して得られる二次元スライスに対応する画像を構成する。   Reconstruction algorithms for helical scans typically utilize a spiral weighting algorithm that weights the acquired data as a function of view angle and detector channel number. Specifically, prior to performing the filtered backprojection, the data is weighted according to a spiral weighting factor that is a function of both the gantry angle and the detector angle. The weighted data is then processed to generate CT numbers and construct images corresponding to two-dimensional slices obtained through the subject.

ＣＴシステムの性能をさらに向上させるために、マルチ・スライスＣＴシステムが構築されている。かかるシステムでは、多数の検出器横列（row）で多数の投影を同時に取得する。ヘリカル・スキャンの場合と同様に、フィルタ補正逆投影法を行なう前に投影データに加重関数を適用する。   To further improve the performance of CT systems, multi-slice CT systems have been constructed. In such a system, multiple projections are acquired simultaneously with multiple detector rows. As in the case of the helical scan, a weighting function is applied to the projection data before performing the filtered back projection method.

少なくとも幾つかのＣＴシステムは陽電子放出断層写真法（ＰＥＴ）をも実行するように構成されており、ＣＴ／ＰＥＴシステム（及びＰＥＴ／ＣＴシステム）と呼ばれている。陽電子は正荷電した電子（反電子）であって、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）、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含ませることにより、「放射線医薬品」と呼ばれる放射性トレーサとして用いられる。放射性医薬品の一般的な一用途は医療撮像分野にある。   At least some CT systems are also configured to perform positron emission tomography (PET), and are referred to as CT / PET systems (and PET / CT systems). Positrons are positively charged electrons (anti-electrons) that are emitted by radionuclides produced using a cyclotron or other device. The most commonly used radionuclides for diagnostic imaging are fluorine-18 (18F), carbon-11 (11C), nitrogen-13 (13N) and oxygen-15 (150). The radionuclide is used as a radiotracer called "radiation medicine" by being included in a substance such as glucose or carbon dioxide. One common use of radiopharmaceuticals is in the medical imaging field.

撮像に放射性医薬品を用いるためには、放射性医薬品を患者に注射して、撮像したい器官又は血管等に蓄積させる。特定の放射性医薬品が幾つかの器官内で濃縮されること、或いは血管の場合には特定の放射性医薬品が血管壁に吸収されないことが知られている。濃縮の過程には、グルコース代謝、脂肪酸代謝及びタンパク合成のような過程がしばしば関わっている。以下では、説明を単純化する目的で、血管を含めた被撮像器官を一般に「関心器官」と呼ぶものとし、仮設的な関心器官について本発明を説明する。   In order to use a radiopharmaceutical for imaging, the radiopharmaceutical is injected into a patient and accumulated in an organ or blood vessel to be imaged. It is known that certain radiopharmaceuticals are concentrated in some organs, or that in the case of blood vessels, certain radiopharmaceuticals are not absorbed by the vessel wall. Concentration processes often involve processes such as glucose metabolism, fatty acid metabolism and protein synthesis. In the following, for the purpose of simplifying the description, an organ to be imaged including a blood vessel is generally called an “organ of interest”, and the present invention will be described with respect to a temporary organ of interest.

放射性医薬品が関心器官内で濃縮した後に、放射性核種は崩壊しながら陽電子を放出する。陽電子は極く短い距離を移動した後に電子と衝突し、電子と衝突すると消滅して２個の光子、すなわちγ線に変換される。この衝突事象は下記の二つの特徴によって特徴付けられ、これらの特徴が医療撮像、具体的にはフォトン放出断層写真法（ＰＥＴ）を用いた医療撮像に関係している。すなわち、第一に、各々のγ線は消滅時に近似的に５１１ｋｅＶのエネルギを有する。第二に、これら二つのγ線は実質的に反対方向を向いている。   After the radiopharmaceutical concentrates in the organ of interest, the radionuclide emits a positron with decay. The positron travels a very short distance and then collides with the electron. When the positron collides with the electron, it disappears and is converted into two photons, that is, gamma rays. This crash event is characterized by the following two features, which are relevant to medical imaging, specifically medical imaging using photon emission tomography (PET). That is, first, each γ-ray has an energy of approximately 511 keV when extinguished. Second, these two gamma rays are pointing in substantially opposite directions.

ＰＥＴ撮像において、これらの消滅の全体的な位置を三次元で識別することができれば、関心器官の三次元画像を再構成して観測することができる。消滅位置を検出するために、ＰＥＴカメラを用いる。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。   In PET imaging, if the overall positions of these disappearances can be identified in three dimensions, a three-dimensional image of the organ of interest can be reconstructed and observed. A PET camera is used to detect the disappearance position. One example of a PET camera includes a plurality of detectors and, in particular, a processor that includes coincidence detection circuitry.

同時計数サーキットリは、撮像域の実質的に反対側に位置する検出器に対応する実質的に同時発生のパルス対を識別する。従って、同時発生パルス対は、関連する一対の検出器の間の直線上で消滅が生じたことを示す。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、各回の消滅が一意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逆投影手順の任意のもので用いて、関心器官の三次元画像を構成する。   The coincidence circuitry identifies substantially coincident pulse pairs corresponding to detectors substantially opposite the imaging field. Thus, a coincident pulse pair indicates that an extinction has occurred on a straight line between the associated pair of detectors. Millions of extinctions are recorded over several minutes of acquisition time, and each extinction is associated with a unique detector pair. After the acquisition time, the recorded disappearance data is used in any of several different known backprojection procedures to construct a three-dimensional image of the organ of interest.

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又は工程という用語は、排除を明記していない限りかかる要素又は工程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他の実施形態の存在を排除しないものと解釈されたい。   As used herein, the term element or step described in the singular and bearing the singular item "a" or "an" is to be understood as not excluding a plurality of such elements or steps unless explicitly stated to the contrary. . Further, references to "one embodiment" of the present invention are not to be interpreted as excluding the existence of other embodiments that also incorporate the recited features.

また、本書で用いられる「画像を再構成する」という語句は、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」という用語は、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ものとする。但し、多くの実施形態は１以上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）。   Also, the phrase "reconstructing an image" as used herein does not exclude embodiments of the invention in which data representing the image is generated but a visible image is not formed. Accordingly, the term "image" as used herein is intended to broadly refer to both visible images and data representing the visible images. However, many embodiments form (or are configured to form) one or more visible images.

図１及び図２には、マルチ・モーダル・イメージング・システム１０が図示されており、イメージング・システム１０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（図１及び図２には示されていない）とを含んでいる。これら二つのモダリティ・ユニットは、システム１０が第一のモダリティ・ユニットを用いて第一のモダリティで対象を走査すると共に、第二のモダリティ・ユニットを用いて第二のモダリティで同じ対象を走査することを可能にしている。システム１０は、異なるモダリティでの多数回の走査を考慮に入れており、単一のモダリティ・システムを凌ぐ診断能力の向上を容易にする。一実施形態では、マルチ・モーダル・イメージング・システム１０は計算機式断層写真法／陽電子放出断層写真法（ＣＴ／ＰＥＴ）イメージング・システム１０であり、ＣＴ／ＰＥＴシステム１０は、「第三世代」ＣＴイメージング・システムに典型的なガントリ１２をＰＥＴサーキットリと組み合わせて含むものとして示されている。代替的な実施形態では、ＣＴ及びＰＥＴ以外のモダリティをシステム１０と共に用いる。ガントリ１２は、Ｘ線源１４を有する第一のモダリティ・ユニットを含んでおり、Ｘ線源１４は、ガントリ１２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線ビーム１６を投射する。検出器アレイ１８は、複数の検出器素子２０を含む複数の検出器横列（図示されていない）によって形成されており、検出器素子２０は一括で、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は、入射Ｘ線ビームの強度を表わし従って対象又は患者２２を透過する際のビーム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ための一回の走査の間に、ガントリ１２及びガントリ１２に装着されている構成部品は回転中心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一列）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、一回の走査中に複数のスライスに対応する投影データが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。   1 and 2, a multi-modal imaging system 10 is shown, which comprises a first modality unit and a second modality unit (shown in FIGS. 1 and 2). Is not included). These two modality units allow the system 10 to scan the object with the first modality using the first modality unit and scan the same object with the second modality using the second modality unit. That makes it possible. System 10 allows for multiple scans with different modalities, facilitating improved diagnostic capabilities over a single modality system. In one embodiment, the multi-modal imaging system 10 is a computed tomography / positron emission tomography (CT / PET) imaging system 10, wherein the CT / PET system 10 is a "third generation" CT. A gantry 12 typical of an imaging system is shown as including it in combination with PET circuitry. In an alternative embodiment, modalities other than CT and PET are used with the system 10. The gantry 12 includes a first modality unit having an X-ray source 14 that projects an X-ray beam 16 toward a detector array 18 on the opposite side of the gantry 12. I do. The detector array 18 is formed by a plurality of detector rows (not shown) including a plurality of detector elements 20, which collectively form a projection X through a subject such as a patient 22. Sensing lines. Each detector element 20 generates an electrical signal that is representative of the intensity of the incident x-ray beam and thus allows an estimate of the attenuation of the beam as it passes through the subject or patient 22. During a single scan to acquire X-ray projection data, the gantry 12 and the components mounted on the gantry 12 rotate about a rotation center 24. FIG. 2 shows only a single row of detector elements 20 (ie, a single detector row). However, multi-slice detector array 18 includes a plurality of parallel detector rows of detector elements 20 so that projection data corresponding to a plurality of slices can be acquired simultaneously during a single scan.

ガントリ１２の回転及びＸ線源１４の動作は、ＣＴ／ＰＥＴ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１４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１２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。   The rotation of the gantry 12 and the operation of the X-ray source 14 are controlled by a control mechanism 26 of the CT / PET system 10. The control mechanism 26 includes an X-ray controller 28 and a gantry / motor controller 30, which supplies power and timing signals to the X-ray source 14, and the gantry / motor controller 30 includes a gantry / motor controller 30. Twelve rotation speeds and positions are controlled. A data acquisition system (DAS) 32 provided in the control mechanism 26 samples the analog data from the detector element 20 and converts the data to a digital signal for subsequent processing. An image reconstructor 34 receives sampled and digitized X-ray data from DAS 32 and performs high-speed image reconstruction. The reconstructed image is applied as an input to computer 36, which causes mass storage 38 to store the image.

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。付設されている陰極線管表示器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、モータ式テーブル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の各部分をガントリ開口４８を通して移動させる。   The computer 36 also receives commands and scanning parameters from an operator via a console 40 having a keyboard. The attached cathode ray tube display 42 allows the operator to observe the reconstructed image and other data from the computer 36. The commands and parameters provided by the operator are used by computer 36 to provide control signals and information to DAS 32, X-ray controller 28, and gantry motor controller 30. In addition, computer 36 operates a table motor controller 44 that controls motorized table 46 to position patient 22 within gantry 12. Specifically, table 46 moves portions of patient 22 through gantry opening 48.

一実施形態では、コンピュータ３６は、例えばフレキシブル・ディスク、ＣＤ−ＲＯＭ、ＤＶＤ、又は他のディジタル・ソース例えばネットワーク若しくはインターネット、及び開発中のディジタル手段等のコンピュータ読み取り可能な媒体５２から命令及び／又はデータを読み取る装置５０を含んでおり、装置５０は、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、又はイーサネット装置（「イーサネット」は商標）等のネットワーク接続装置を含めたその他任意のディジタル装置等である。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、本書に記載する機能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いう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定されている訳ではなく、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。ＣＴ／ＰＥＴシステム１０はまた、複数の検出器を含む複数のＰＥＴ検出器（図示されていない）を含んでいる。ＰＥＴ検出器及び検出器アレイ１８は両方とも放射線を検出するので、本書では両方とも放射線検出器と呼ぶ。一実施形態では、ＣＴ／ＰＥＴシステム１０は、米国ウィスコンシン州WaukeshaのGeneral Electric Medical Systemsから市販され本書に記載するように構成されているＤｉｓｃｏｖｅｒｙ ＬＳ ＣＴ／ＰＥＴシステム（商標）である。もう一つの実施形態では、ＣＴ／ＰＥＴシステム１０は、やはり米国ウィスコンシン州WaukeshaのGeneral Electric Medical Systemsから市販され本書に記載するように構成されているＨａｗｋｅｙｅ ＣＴ／ＰＥＴシステム（商標）である。   In one embodiment, the computer 36 is capable of executing instructions and / or instructions from a computer readable medium 52, such as a flexible disk, CD-ROM, DVD, or other digital source, such as a network or the Internet, and digital means under development. The device 50 includes a device 50 for reading data, such as a flexible disk drive, a CD-ROM drive, a DVD drive, a magneto-optical disk (MOD) device, or a network such as an Ethernet device ("Ethernet" is a trademark). Any other digital device including a connection device. In another embodiment, computer 36 executes instructions stored in firmware (not shown). Computer 36 is programmed to perform the functions described herein, and the term computer as used herein is not limited to only integrated circuits, which are referred to in the art as computers. , Processor, microcontroller, microcomputer, programmable logic controller, application specific integrated circuit, and other programmable circuits, and these terms are used interchangeably herein. CT / PET system 10 also includes a plurality of PET detectors (not shown), including a plurality of detectors. Since both the PET detector and the detector array 18 detect radiation, they are both referred to herein as radiation detectors. In one embodiment, CT / PET system 10 is a Discovery LS CT / PET System ™, commercially available from General Electric Medical Systems of Waukesha, Wis., USA and configured as described herein. In another embodiment, CT / PET system 10 is a Hawkeye CT / PET system ™, also commercially available from General Electric Medical Systems of Waukesha, Wis., USA and configured as described herein.

加えて、ここでは医療環境について説明しているが、本発明の利点は、限定しないが例えば空港若しくは鉄道駅等の輸送拠点で典型的に用いられている限定しないが例えば手荷物走査用ＣＴシステムのような産業用ＣＴシステムを含めたすべてのＣＴシステムで有用となるものと想到される。   In addition, although described herein with respect to a medical environment, the advantages of the present invention include, but are not limited to, such as, but not limited to, a CT system for baggage scanning that is typically used at transportation sites such as airports or railway stations. It is expected that the present invention will be useful in all CT systems including such an industrial CT system.

幾つかの走査条件下では、患者２２の一部が検出器１８によって測定される領域を超えて延在することにより画像アーティファクト及び撮像対象の不完全な表現を招く場合がある。アーティファクト低減を扱った幾つかの公知の方法が発表されているが、視野（ＦＯＶ）の外部に位置する患者の部分の撮像については扱われていない。しかしながら、ＦＯＶを超えて延在する患者の部分を撮像することが望ましい。このことは、腫瘍学、スピン・アンジオグラフィ法、合成型イメージング・システム、及びイン・エコノミー（In Economy）ＣＴスキャナを含めた多くの分野で有用である。公知のマルチ・スライスＣＴスキャナの現在のハードウェアは、再構成視野（ＦＯＶ）を約５０センチメートル（ｃｍ）に制限している。殆どの臨床応用ではこれで十分であるが、このＦＯＶの外部に位置する対象を撮像するようにＦＯＶを拡張できると望ましい。すると、腫瘍学又はＣＴ／ＰＥＴのような応用で特に有利になる場合がある。腫瘍学応用では、ＦＯＶは大きい方が望ましい。その主な理由は、Ｘ線処置計画の場合には、腫瘍をより適切に配置しようとすると患者の四肢がしばしば走査ＦＯＶの外部に配置されるという事実があるからである。公知のＣＴ再構成アルゴリズムはトランケートされた投影を無視しており、アーティファクトの強い画像を形成する。これらのアーティファクトは処置計画のための減弱経路の正確な推定に影響を及ぼす可能性がある。図３に、ファントムの一例を示しており、同図にはトランケーション・アーティファクトが示されている。ＣＴ／ＰＥＴ（計算機式断層写真法／陽電子放出断層写真法）のような合成型イメージング・システムでは、ＰＥＴシステムのＦＯＶが既存のＣＴ設計と一致しない場合がある。ＣＴシステム及び他のイメージング・システムすなわちＣＴ／ＰＥＴ、ＣＴ／ＮＵＣ（ＣＴ／核医学）又はＣＴ／ＭＲ（ＣＴ／磁気共鳴）の間でＦＯＶを一致させることが望ましい。本補正を用いて、ＦＯＶを一致させるように調節することができる。ＰＥＴの場合には、本方法によって減弱補正が良好になる。本書に記載するのは、検出器ハードウェアによって制限されているＦＯＶを超えて再構成ＦＯＶを拡大するアルゴリズムによるアプローチである。この補正アルゴリズムを、限定しないがフル・スキャン、ハーフ・スキャン／セグメント及び心臓セクタ式の各アルゴリズムを含めた様々な再構成アルゴリズムに応用することができる。加えて、システム１０は所載のアルゴリズムを採用するように構成される。   Under some scanning conditions, a portion of the patient 22 may extend beyond the area measured by the detector 18, resulting in image artifacts and incomplete representation of the imaged object. Several known methods have been published that address artifact reduction, but do not address imaging of portions of the patient located outside the field of view (FOV). However, it is desirable to image a portion of the patient that extends beyond the FOV. This is useful in many fields, including oncology, spin angiography, synthetic imaging systems, and In Economy CT scanners. Current hardware for known multi-slice CT scanners limits the field of view (FOV) to about 50 centimeters (cm). While this is sufficient for most clinical applications, it would be desirable to be able to extend the FOV to image objects located outside the FOV. This may be particularly advantageous in applications such as oncology or CT / PET. For oncology applications, a higher FOV is desirable. The main reason for this is the fact that in the case of X-ray treatment plans, the patient's limbs are often placed outside the scan FOV in an attempt to better position the tumor. Known CT reconstruction algorithms ignore truncated projections and produce images with strong artifacts. These artifacts can affect the accurate estimation of the attenuation path for treatment planning. FIG. 3 shows an example of a phantom, in which truncation artifacts are shown. In synthetic imaging systems such as CT / PET (Computed Tomography / Positron Emission Tomography), the FOV of the PET system may not match existing CT designs. It is desirable to match FOV between CT systems and other imaging systems: CT / PET, CT / NUC (CT / nuclear medicine) or CT / MR (CT / magnetic resonance). Using this correction, the FOV can be adjusted to match. In the case of PET, attenuation correction is improved by this method. Described herein is an algorithmic approach that extends the reconstructed FOV beyond the FOV limited by the detector hardware. This correction algorithm can be applied to a variety of reconstruction algorithms, including but not limited to full scan, half scan / segment and cardiac sector algorithms. In addition, system 10 is configured to employ the algorithms provided.

図４は、胸部ファントム走査についてパラレル・サンプリング幾何学的構成による合計減弱量（全チャネルにわたって積算したもの）を投影角度の関数としてプロットした図を示している。パラレル・サンプリングは、元のファン・ビーム・データを当技術分野で公知の手法でリビニング（rebinning）することにより得られる。曲線が水平線に近いことに留意されたい。しかしながら、ファン・ビーム・サンプリングの幾何学的構成にはこの特性は存在しない。また、走査対象が走査視野（ＦＯＶ）の外部に位置しているときには、この特性は最早有効でない。欠損量は、対象のうち投影ＦＯＶの外部に位置している部分に等しい。殆どすべての臨床例において、図５に示すように、投影トランケーションは投影角度の一部で生じているに過ぎない。この例では、３時の位置で取得されている投影にはトランケーションは存在せず、１２時の位置で取得されている投影は強くトランケートされている。従って、トランケートされていない投影（すなわち例えば図５では３時の付近の位置）に頼って、トランケートされたビュー（例えば図５の例では１２時の付近の位置）についてのトランケーションの量を推定することができる。この補正方法の一つの初期工程は、前処理済み投影に対してソフトウェアによるファン・ビームからパラレル・ビームへのリビニングを実行するものである。一実施形態では、この初期工程が第一の工程となる。この方法は当技術分野では周知であり、格別のデータ収集は不要である。一旦、リビニングが完了したら、図６に示すように、全検出器チャネルにわたって投影を積算して合計減弱曲線を得る。合計減弱曲線の沈下部はトランケーションの生じているビューに対応していることに留意されたい。曲線の平坦な部分は、対象トランケーションが生じていないビューに対応している。一旦、ＦＯＶの外部に位置する対象の合計量が推定されたら、次の工程は欠落投影の分布を推定することである。この目的を達成するために、一実施形態では、先ず、勾配及び境界の推定を図示した図７に示すように、トランケートされた投影において、下記の式１に示すようにして境界読み取り値ｐ_l及びｐ_rを算出する。雑音を減少させるために、一実施形態では、ｍ個のサンプルの平均を用いる。雑音を減少させる際にはｍ＝３とすると有用であることが経験的に判明している。他の実施形態では、ｍは１よりも大きく５よりも小さい。 FIG. 4 shows a plot of the total attenuation (integrated over all channels) as a function of projection angle for a chest phantom scan due to the parallel sampling geometry. Parallel sampling is obtained by rebinning the original fan beam data in a manner known in the art. Note that the curve is close to the horizon. However, this property does not exist in the fan beam sampling geometry. Also, when the object to be scanned is located outside the field of view (FOV), this characteristic is no longer valid. The loss amount is equal to the portion of the object located outside the projection FOV. In almost all clinical cases, as shown in FIG. 5, the projection truncation occurs only at a part of the projection angle. In this example, there is no truncation in the projection acquired at 3 o'clock, and the projection acquired at 12 o'clock is strongly truncated. Thus, relying on the non-truncated projection (ie, for example, the position near 3 o'clock in FIG. 5), estimates the amount of truncation for the truncated view (eg, near 12 o'clock in the example of FIG. 5). be able to. One initial step in this correction method is to perform a software rebinning from the fan beam to the parallel beam on the preprocessed projection. In one embodiment, this initial step is the first step. This method is well known in the art and does not require special data collection. Once rebinning is complete, the projections are integrated over all detector channels to obtain a total attenuation curve, as shown in FIG. Note that the dip in the total attenuation curve corresponds to the truncated view. The flat part of the curve corresponds to the view where the object truncation has not occurred. Once the total amount of objects located outside the FOV has been estimated, the next step is to estimate the distribution of missing projections. To this end, in one embodiment, first, in a truncated projection, as shown in FIG. 7, which illustrates the gradient and boundary estimation, the boundary readings p _l as shown in Equation 1 below: And p _r are calculated. To reduce noise, one embodiment uses an average of m samples. It has been empirically found that it is useful to set m = 3 when reducing noise. In another embodiment, m is greater than 1 and less than 5.

（式１）   (Equation 1)

式中、Ｎは検出器チャネル数であり、ｋは投影ビュー番号である。加えて、一実施形態では、両端の近くの勾配ｓ_l及びｓ_rを推定する。勾配の推定は、一次多項式で両端の近くのｎ個のサンプルをフィッティングすることにより行なわれる。ｎ＝５であると有用であることが経験的に判明している。一実施形態では、ｎは２よりも大きく８よりも小さい。他の実施形態では、ｎは３よりも大きく７よりも小さい。 Where N is the number of detector channels and k is the projection view number. In addition, in one embodiment, to estimate the nearby slope s _l and s _r at both ends. The gradient estimation is performed by fitting n samples near both ends with a first-order polynomial. It has been empirically found to be useful if n = 5. In one embodiment, n is greater than 2 and less than 8. In another embodiment, n is greater than 3 and less than 7.

推定の信頼性をさらに高めるために、互いに隣接する検出器横列から取得される投影を用いる。人体の解剖学的構造は典型的には、僅かな距離（数ミリメートル）では急激に変化しないので、互いに隣接する横列から推定される境界サンプル及び勾配は典型的には大きく変化しない。従って、推定されるパラメータ（ｐ_l、ｐ_r、ｓ_l及びｓ_r）を幾列かの検出器横列から算出された値の加重平均とすることができる。境界及び勾配情報に基づいて、トランケートされた投影に最もよくフィットさせることのできる円筒形水対象の位置及び寸法を推定する。水の減弱係数をμ_wとし、円筒の半径をＲとし、円筒の中心からの距離をＸと表わすと、投影値ｐ（ｘ）及び勾配ｐ′（ｘ）を次式によって表わすことができる。 To further increase the reliability of the estimation, we use projections obtained from adjacent detector rows. Since the anatomy of the human body typically does not change abruptly at small distances (a few millimeters), the boundary samples and gradients estimated from adjacent rows do not typically change significantly. Therefore, the estimated parameters (p _l , p _r , _sl and s _r ) can be a weighted average of the values calculated from several detector rows. Based on the boundary and gradient information, estimate the position and dimensions of the cylindrical water object that can best fit the truncated projection. Assuming that the attenuation coefficient of water is μ _w , the radius of the cylinder is R, and the distance from the center of the cylinder is X, the projection value p (x) and the gradient p ′ (x) can be expressed by the following equations.

（式２）   (Equation 2)

トランケートされた投影の境界でのｐ（ｘ）及びｐ′（ｘ）の両方を算出するので、目標は欠落した投影に付加されるべき円筒の寸法及び位置を得るようにＲ及びｘを推定することである。これらのパラメータを推定する式を次式によって表わすことができる。   Since we calculate both p (x) and p '(x) at the boundary of the truncated projection, the target estimates R and x to obtain the dimensions and position of the cylinder to be added to the missing projection. That is. The equations for estimating these parameters can be represented by the following equations.

（式３）   (Equation 3)

（式４）   (Equation 4)

各変数は、トランケートされた対象から延長させる必要のある円筒形対象の位置及び寸法の推定値を表わしている。一旦、これらのパラメータが決定されたら、式（２）を用いて拡張した投影を算出することができる。この工程を、トランケートされた投影用の水充填円筒について図８に示す。   Each variable represents an estimate of the position and size of the cylindrical object that needs to be extended from the truncated object. Once these parameters are determined, the extended projection can be calculated using equation (2). This step is illustrated in FIG. 8 for a truncated water-filled cylinder for projection.

本例では、単純化のために円筒形水ファントムを用いた。実際には、柔軟性を高めるために他の対象形状、例えば楕円円筒を用いてもよい。走査対象の特性についての先験的情報が入手可能である場合には、付加対象の形状選択にこの情報を用いてよいことは言うまでもない。繰り返し法を用いて欠落した投影データを推定することもできる。   In this example, a cylindrical water phantom was used for simplicity. In practice, other target shapes may be used to increase flexibility, for example, an elliptical cylinder. If a priori information on the characteristics of the scanning target is available, it goes without saying that this information may be used to select the shape of the addition target. Missing projection data can also be estimated using an iterative method.

投影の両端に位置する推定された円筒が、必ずしも投影全体の合計減弱量を復元するとは限らない。なぜなら、これらの対象は勾配及び境界サンプルのみから決定されているからである。合計減弱曲線（図６）から導き出される情報は用いられていない。合計減弱損失についての適正な補償を確保するためには、ｐ_l及びｐ_rの大きさに基づいて、左側の減弱分布Ｔ_l対右側の減弱分布Ｔ_rを決定する。 The estimated cylinders located at both ends of the projection do not necessarily restore the total attenuation of the entire projection. This is because these objects are determined only from the gradient and boundary samples. Information derived from the total attenuation curve (FIG. 6) was not used. To ensure proper compensation for a total attenuation loss, based on the size of the p _l and p _r, to determine the attenuation distribution T _l vs. right attenuation distribution T _r of the left.

（式５）   (Equation 5)

式中、Ｔは図６から決定される減弱の合計損失量である。加えて、拡張された曲線の下方の減弱量が減弱損失を補うには不十分である場合には、図９に示すように、減弱欠損を満たすように推定投影を伸張させる。このとき、投影の拡張部は予測合計減弱量によってスケーリングされている。一実施形態では、この計算法は次のとおりである。先ず、拡張された投影曲線の下方面積（図９の影付き領域によって示す）に対する予測合計減弱量（式（５）に示す）の比を算出する。比が１単位よりも大きいならば、ｘ軸をこの比でスケーリングして、初期推定投影（図９の点線によって示す）をさらに拡張する（図９の太い実線によって示す）。同様に、比が１単位よりも大幅に小さいならば、拡張された投影をｘについて圧縮すればよい。 Where T is the total loss of attenuation determined from FIG. In addition, if the amount of attenuation below the expanded curve is insufficient to compensate for the attenuation loss, the estimated projection is extended to fill the attenuation deficiency, as shown in FIG. At this time, the projection extension is scaled by the predicted total attenuation. In one embodiment, the calculation is as follows. First, the ratio of the predicted total attenuation (shown in equation (5)) to the area under the extended projection curve (shown by the shaded area in FIG. 9) is calculated. If the ratio is greater than one unit, the x-axis is scaled by this ratio to further extend the initial estimated projection (indicated by the dashed line in FIG. 9) (indicated by the thick solid line in FIG. 9). Similarly, if the ratio is much less than one unit, the expanded projection may be compressed for x.

図１０は、補正を行なわない場合及び行なった場合での再構成されたファントム画像の実例を示している。４×１．２５ｍｍの検出器構成でアキシャル・スキャン・モードでショルダ・ファントムを走査した。１５ｃｍのプラスチック製ファントムを、このプラスチック製ファントムの辺縁が６５ｃｍＦＯＶの境界の近くに位置するようにショルダ・ファントムに取り付けた。トランケートされた対象が近似的に完全に復元している。図１０（Ａ）は、トランケーション補正を行なわずに５０ｃｍＦＯＶで再構成されており（現在の製品の制限）、図１０（Ｂ）は、本書に記載した方法及び装置を用いて６５ｃｍＦＯＶで再構成されていることに留意されたい。参考のために、部分的にトランケートされているファントムを図１０（Ｃ）に示す。   FIG. 10 shows an example of a reconstructed phantom image when no correction is performed and when correction is performed. The shoulder phantom was scanned in axial scan mode with a 4 x 1.25 mm detector configuration. A 15 cm plastic phantom was attached to the shoulder phantom such that the edge of the plastic phantom was near the border of the 65 cm FOV. The truncated object is approximately completely restored. FIG. 10A is reconstructed at 50 cm FOV without truncation correction (current product limitation), and FIG. 10B is reconstructed at 65 cm FOV using the method and apparatus described herein. Note that For reference, a partially truncated phantom is shown in FIG.

以上に記載したシステム及び方法は、合計減弱量、境界サンプルの大きさ及び勾配の保存のみを利用して欠落した投影分布を推定しているが、推定に追加情報を利用してもよい。例えば、断層写真法についてのHelgason−Ludwig条件（ＨＬ条件）を用いて上述の手法をさらに精密化することができる。加えて、異なる閾値を設定して、不正な測定条件下でもアルゴリズムが適正に動作するように保証することができる。例えば、図９で説明した伸張比に上限及び下限を設定して、信頼性の低い測定値による誤差増大の状態を防ぐことができる。加えて、ｓ_l及びｓ_rの勾配計算は、計算が妥当な範囲内に納まるように設定することができる。また、走査対象の物性が水と大幅に異なることが分かっている場合には、既知の物質（水の代わりとなるもの）の減弱係数を利用して式（３）及び式（４）に示す寸法及び位置計算を行なうことができる。加えて、他方のモダリティから得られる情報を用いて、欠落した対象の推定をさらに精密化することができる。例えば、幾分かの量の放射性物質の摂取が行なわれている場合には、再構成されたＰＥＴ画像（減弱補正を行なっていないもの）を援用して、対象の境界を推定することができる。この情報をＣＴ画像再構成に供給して、トランケーション補正をさらに精密化することができる。 While the systems and methods described above use only the preservation of the total attenuation, the size of the boundary samples, and the gradient to estimate the missing projection distribution, additional information may be used for the estimation. For example, the above technique can be further refined using Helgason-Ludwig conditions (HL conditions) for tomography. In addition, different thresholds can be set to ensure that the algorithm operates properly even under incorrect measurement conditions. For example, an upper limit and a lower limit can be set for the expansion ratio described with reference to FIG. 9 to prevent a state in which an error increases due to a low-reliability measurement value. In addition, the slope calculation of s _l and s _r may be calculated to set to fit within a reasonable range. If it is known that the physical properties of the object to be scanned are significantly different from those of water, the equations (3) and (4) are expressed using the attenuation coefficient of a known substance (substituting for water). Dimension and position calculations can be performed. In addition, information obtained from the other modality can be used to further refine the missing target estimate. For example, if some amount of radioactive material has been ingested, the boundary of the object can be estimated with the help of a reconstructed PET image (without attenuation correction). . This information can be supplied to CT image reconstruction to further refine truncation correction.

補間したデータは完全にサンプリングされているＦＯＶの内部のデータと同じ画質を有しないので、ＦＯＶを補外した画像に目印を付けると有用である。図１０（Ｄ）は、境界に点線で目印を付けたものを示している。この目印付けは、色符号又はＣＴ数のシフトで行なうこともできる。目印が画像データを観察する能力に影響を及ぼす可能性があるので、目印をオン及びオフにする簡単な方法を設ける。すると、システム１０の利用者は、目印をオン又はオフにすることができる。   Since the interpolated data does not have the same image quality as the data inside the fully sampled FOV, it is useful to mark the image with the extrapolated FOV. FIG. 10D shows a boundary marked with a dotted line. This marking can also be performed by shifting the color code or CT number. Since the landmark can affect the ability to view the image data, a simple way to turn the landmark on and off is provided. The user of the system 10 can then turn the landmark on or off.

図１１は、第一のモダリティ走査平面６０及び第二のモダリティ走査平面６２を示すシステム１０の上面図である。実施形態の一例では、第一のモダリティがＣＴであり、第二のモダリティがＰＥＴである。   FIG. 11 is a top view of the system 10 showing a first modality scan plane 60 and a second modality scan plane 62. In one example of the embodiment, the first modality is CT and the second modality is PET.

図１２は、第一及び第二のモダリティの軸横断方向（transaxial）の撮像野を示している。この軸横断方向の撮像構成は、患者アパーチャ７２の周囲に配置されているＰＥＴ検出器７０を示しており、患者アパーチャ７２内に配置されている患者２２又は他の試験対象から放出されるフォトンを画像化する。線源１４は、焦点スポット７４がＸ線検出器のアレイ１８の焦点に位置した状態のＸ線管（図示されていない）を含んでおり、Ｘ線検出器アレイ１８は患者２２を透過したＸ線の強度を測定する。Ｘ線管及び検出器１８は、患者アパーチャ７２の周りを回転するフレームに共に堅固に保持されている。回転の過程で、「完全にサンプリングされている視野」７６の内部では測定値が連続的に形成される。完全にサンプリングされている視野７６と患者アパーチャ７２との間に配置されている対象２２の任意の区域を横断するＸ線の減弱は、限られた範囲の回転角度で測定され、この領域を「部分的にサンプリングされている視野」領域と呼ぶ。換言すると、完全にサンプリングされている視野７６の内部の部分は、測定値がすべてのガントリ角度で取得可能となるようにファン７８の内部に配置されており、収集されるデータは完全にサンプリングされている視野データと定義される。しかしながら、角度によってはファン７８の内部となるが他の角度ではファン７８の外部となる部分もあり、これらの部分について収集されるデータは部分的にサンプリングされている視野データと定義される。   FIG. 12 shows the transaxial imaging fields of the first and second modalities. This trans-axial imaging configuration shows a PET detector 70 located around the patient aperture 72 to filter photons emitted from the patient 22 or other test object located within the patient aperture 72. Create an image. The source 14 includes an x-ray tube (not shown) with a focal spot 74 located at the focal point of the array 18 of x-ray detectors, the x-ray detector array 18 being capable of transmitting x-rays through the patient 22. Measure the intensity of the line. The x-ray tube and detector 18 are rigidly held together in a frame that rotates about a patient aperture 72. In the course of the rotation, measurements are continuously formed within the “perfectly sampled field of view” 76. X-ray attenuation across any area of the subject 22 located between the fully sampled field of view 76 and the patient aperture 72 is measured over a limited range of rotation angles and the area It is referred to as the "partially sampled field of view" area. In other words, the portion of the field 76 that is fully sampled is located inside the fan 78 so that measurements can be taken at all gantry angles, and the data collected is fully sampled. Field data. However, some portions may be inside the fan 78 at some angles but outside the fan 78 at other angles, and the data collected for these portions is defined as partially sampled field data.

図１３は、ＣＴ検出器の通常の再構成画像を示しており、この再構成画像は、患者２２（図１３には示されていない）がＦＯＶの外部に延在している場合でも完全にサンプリングされている視野７６に限定されている。通例、ＣＴ再構成法は完全にサンプリングされている視野７６のみを再構成する結果として図１３に類似した画像が得られ、この画像では部分的にサンプリングされている視野まで延在している対象又は対象の部分は一切存在しない。幾つかのトランケートされたＣＴ再構成で観測されるもう一つのアーティファクトは、図１６（Ｆ）に見られるようにトランケートされた減弱が多量に生じている交差部での減弱の見かけ上の増大である。トランケートされた画像を用いて患者の減弱を測定するときには、欠落した対象のため減弱が過小評価され、またＣＴ ＦＯＶの辺縁での行き過ぎ量のため応答の何本かの線では過大評価される場合がある。   FIG. 13 shows a normal reconstructed image of the CT detector, which is completely reconstructed even when the patient 22 (not shown in FIG. 13) extends outside the FOV. It is limited to the field of view 76 that is being sampled. Typically, CT reconstruction reconstructs only the fully sampled field of view 76 resulting in an image similar to FIG. 13, where the object extends to a partially sampled field of view. Or, there is no object part. Another artifact observed in some truncated CT reconstructions is the apparent increase in attenuation at the intersection where a large amount of truncated attenuation occurs, as seen in FIG. 16 (F). is there. When measuring patient attenuation using truncated images, attenuation is underestimated due to missing subjects and overestimated in some lines of response due to overshoot at the edge of CT FOV There are cases.

図１４は、ＣＴからの拡張型視野データを用いてＰＥＴ画像又はシングル・フォトン・エミッション計算機式断層写真法（ＳＰＥＣＴ）のような他の機能画像の減弱を補正するＣＴ−ＦＩ（機能画像）再構成のフロー・プロセス８０を示している。ＣＴ−ＦＩ走査設定ステップ８２は、機能画像（ＦＩ）の被走査空間及び複数の再構成パラメータ、並びに所望に応じて後に選択随意で診断ＣＴを取得する場合には合成用の対応ＣＴ画像を定義する。選択随意でＣＴスカウト８４を行なった後に、低線量ＣＴ走査８６を実行して２回再構成する。１回目は設定した再構成パラメータを用いて合成用ＣＴ画像８７を形成し、２回目は前述の拡張型ＦＯＶを用いて減弱補正（ＡＣ）用ＣＴ画像８８（ＣＴＡＣ）を形成する。ＣＴＡＣステップ９０では、ＦＩ走査設定９２（再構成定義）を用いてＣＴ画像を減弱生データ・ファイル（ＲＤＦ）へ変換し、各々のＦＩスライス位置毎のファイル、及びＦＩ検出器読み取り値に合わせて減弱測定値を揃えるＣＴ−ＦＩ整列較正データを作成する。ＦＩ取得ステップ９４では、リソース記述フレームワーク（ＲＤＦ）モデルを用いて１以上のＦＩ ＦＯＶでの放出データを取得する。ＦＩ再構成ステップ９６では、ＣＴ−ＦＩ生データ・ファイル（ＲＤＦ）を用いて放出データを減弱について補正し、補正済み機能画像９８、及び減弱を示す選択随意画像１００を形成する。ＣＴ−ＦＩ合成ステップ１０２では、本質的に位置が揃っておりＣＴ−ＦＩ走査設定８２で指定されたパン、ズーム及びフィルタ処理を施されたＣＴ画像及びＰＥＴ画像の両方を受け取る。   FIG. 14 shows a CT-FI (functional image) reconstructor that uses the extended field of view data from CT to correct attenuation of PET images or other functional images such as single photon emission computed tomography (SPECT). Shows the configuration flow process 80. The CT-FI scan setting step 82 defines a scanned space and a plurality of reconstruction parameters of the functional image (FI), and a corresponding CT image for synthesis when a diagnostic CT is optionally selected later if desired. I do. After an optional CT scout 84, a low-dose CT scan 86 is performed and reconstructed twice. The first time, a CT image 87 for synthesis is formed using the set reconstruction parameters, and the second time, a CT image 88 (CTAC) for attenuation correction (AC) is formed using the above-mentioned extended FOV. In the CTAC step 90, the CT image is converted to an attenuated raw data file (RDF) using the FI scan settings 92 (reconstruction definition) and matched to each FI slice location file and FI detector reading. Create CT-FI alignment calibration data to align attenuation measurements. In the FI acquisition step 94, emission data in one or more FI FOVs is acquired using a resource description framework (RDF) model. In the FI reconstruction step 96, the emission data is corrected for attenuation using the CT-FI raw data file (RDF) to form a corrected functional image 98 and an optional image 100 indicating the attenuation. The CT-FI synthesis step 102 receives both a CT image and a PET image that are essentially aligned and have been panned, zoomed, and filtered as specified in the CT-FI scan settings 82.

ＣＴＡＣステップ９０では、ＣＴ画像を放出減弱補正用の減弱補正ファイルへ変換する。以下で、ＣＴ数から所要の放出エネルギでの減弱への変換を導き出す方法を説明する。ＣＴ画像は、空気及び水の減弱を基準としてＸ線ビームの減弱を表わすハンスフィールド単位で較正されている。μが線形減弱係数を表わす場合に、ある特定の物質のＣＴ数であるＣＴ［物質］は下記のようにして算出される。   In the CTAC step 90, the CT image is converted into an attenuation correction file for emission attenuation correction. In the following, a method for deriving the conversion from CT numbers to attenuation at the required emission energy will be described. CT images are calibrated in Hounsfield units that represent the attenuation of the X-ray beam relative to the attenuation of air and water. When μ represents a linear attenuation coefficient, CT [substance], which is the CT number of a specific substance, is calculated as follows.

ＣＴ［物質］＝１０００＊｛μ［物質］−μ［水］｝
／｛μ［水］−μ［空気］｝
ＣＴ機械は、水についてはＣＴ数が０、及び空気についてはＣＴ数が−１０００を与えるように各々のｋＶ設定で較正されている。骨（及び程度は小さいが脂肪）のような幾つかの物質は減弱について異なるエネルギ依存性を有しており、これらの物質のＣＴ数はエネルギにつれて変化する。２種類の異なるスケーリング・アルゴリズムを用いて組織範囲を放出減弱係数へ変換する。 CT [substance] = 1000 * {μ [substance] −μ [water]}
/ {Μ [water] -μ [air]}
The CT machine is calibrated at each kV setting to give a CT number of 0 for water and -1000 for air. Some substances, such as bone (and, to a lesser extent, fat), have different energy dependencies for attenuation, and the CT numbers of these substances change with energy. The tissue area is converted to emission attenuation coefficients using two different scaling algorithms.

先ず、ＣＴ値が０未満である場合には、物質は水に類似したエネルギ依存性を有するものと想定され（例えば水及び組織）、所要の放出エネルギｋｅＶでの減弱値は次のようにして求められる。   First, when the CT value is less than 0, the substance is assumed to have energy dependence similar to water (eg, water and tissue), and the attenuation value at the required emission energy keV is as follows: Desired.

μ［物質，ｋｅＶ］−μ［空気，ｋｅＶ］
＝｛μ［水，ｋｅＶ］−μ［空気，ｋｅＶ］｝＊｛ＣＴ物質＋１０００｝
／１０００
空気の減弱を無視すれば、この変換は該当放出エネルギでの水の減弱についての知識しか必要としない。スキャナは走査手法を問わず同一の軟組織ＣＴ数を与えるように較正されているので、スキャナの実効エネルギは必要ではない。放出エネルギｋｅＶは、放射性同位体及び検出の種類についての知識から導き出される。ＰＥＴ検出器の場合には、放出エネルギは５１１ｋｅＶであり、ＳＰＥＣＴ検出器の場合には、放出エネルギは同位体及び検出器のエネルギ許容設定に依存している。このため、ＰＥＴ検出器は５１１ｋｅＶでの水の減弱については固定値を用いることができる。ＳＰＥＣＴ検出器では、一定範囲のｋｅＶの減弱値のテーブルを用いることができる。 μ [substance, keV] −μ [air, keV]
= {Μ [water, keV] -μ [air, keV]} * {CT substance + 1000}
/ 1000
Neglecting the air attenuation, this conversion requires only knowledge of the water attenuation at the relevant emitted energy. Since the scanner is calibrated to give the same soft tissue CT number regardless of the scanning technique, the scanner's effective energy is not required. The emission energy keV is derived from knowledge of the radioisotope and the type of detection. In the case of a PET detector, the emitted energy is 511 keV, and in the case of a SPECT detector, the emitted energy depends on the isotope and the energy allowance settings of the detector. For this reason, the PET detector can use a fixed value for water attenuation at 511 keV. The SPECT detector can use a table of keV attenuation values in a certain range.

骨スケーリングの場合には、０を超えるＣＴ値は骨及び水の混合物であるものとして扱われ、減弱値は、Ｘ線実効エネルギｋＶ_effでの測定値から所要の放出エネルギｋｅＶでの減弱値へ以下のようにして変換される。 In the case of bone scaling, CT values above 0 are treated as being a mixture of bone and water, and the attenuation value is reduced from the measurement at the effective X-ray energy kV _eff to the attenuation at the required emission energy keV. It is converted as follows.

μ［物質，ｋｅＶ］＝μ［水，ｋｅＶ］
＋［ＣＴ［ｋＶｐ］＊μ［水，ｋＶ_eff］
＊｛μ［骨，ｋｅＶ］−μ［水，ｋｅＶ］｝］
／１０００＊｛μ［骨，ｋＶ_eff］−μ［水，ｋＶ_eff］｝
式中、ＣＴ［ｋＶｐ］は高電圧設定のｋＶｐ（キロボルト電位）で測定された物質のＣＴ数である。この式は、ＣＴスキャナの実効エネルギ及び放出エネルギの両方での骨及び水の減弱値を必要とする。これらの値は、以下の形態のテーブルで与えることができる。すなわち、各々のｋＶｐ設定（実効エネルギの測定から導き出される）での骨及び水の減弱のテーブル、並びに各々の放出エネルギ（ＰＥＴでは５１１ｅＶ）での骨及び水の減弱のテーブルである。 μ [substance, keV] = μ [water, keV]
+ [CT [kVp] * μ [water, kV _eff ]
* {Μ [bone, keV] -μ [water, keV]}]
/ 1000 * {μ [bone, kV _eff ] −μ [water, kV _eff ]}
Where CT [kVp] is the CT number of the substance measured at kVp (kilovolt potential) at the high voltage setting. This equation requires bone and water attenuation values in both the effective and emitted energy of the CT scanner. These values can be given in a table of the following form. A table of bone and water attenuation at each kVp setting (derived from measurement of effective energy) and a table of bone and water attenuation at each emitted energy (511 eV for PET).

ＣＴ数の減弱値への変換は、上述の式の適用によって、及び／又は各々のＣＴ数に対応する減弱についての項目を含んでいるルックアップ・テーブルの利用によって、行なうことができる。異なるＣＴ ｋＶｐ設定での測定値を５１１ｋｅＶでの減弱係数へ変換する変換テーブルのグラフ図を図１５に示す。   The conversion of CT numbers into attenuation values can be done by applying the above formula and / or by using a look-up table that contains an entry for attenuation corresponding to each CT number. FIG. 15 shows a graph of a conversion table for converting measured values at different CT kVp settings to attenuation coefficients at 511 keV.

ＣＴ値を５１１ｋｅＶのフォトン・エネルギに対応する減弱値へ変換した後に、ＰＥＴ再構成は以下のように進む。減弱マップを平滑化して、機能画像の分解能と整合させる。平滑化した減弱マップによって減弱線積分を算出して、サイノグラムとしてソートして機能放出サイノグラムを整合させる。機能放出データは、減弱補正ファクタの乗算により減弱について補正される。補正した機能データを、フィルタ補正逆投影（ＦＢＰ）又は逐次型サブセット式期待値最大化法（ＯＳＥＭ）のような断層像再構成を用いて再構成する。   After converting the CT value to an attenuation value corresponding to a photon energy of 511 keV, the PET reconstruction proceeds as follows. The attenuation map is smoothed to match the resolution of the functional image. Calculate the attenuation line integral with the smoothed attenuation map and sort as a sinogram to match the functional release sinogram. The functional release data is corrected for attenuation by multiplying by an attenuation correction factor. The corrected function data is reconstructed using tomographic image reconstruction such as filtered back projection (FBP) or successive subset type expected value maximization (OSEM).

図１６は、５０ｃｍのＣＴ ＦＯＶの内部に配置されているファントムが左側に位置しており、５０ｃｍのＣＴ ＦＯＶの外部に配置されているファントムが右側に位置している場合のＰＥＴ／ＣＴシステム１０（図１及び図２に示す）からの画像例を示す。Ａ及びＢは減弱補正を行なっていないＰＥＴ放出再構成を表わしている。中央列のＣ及びＤは、ＣＴからの減弱補正を行なったＰＥＴ放出再構成を表わしており、下列のＥは中央に位置するファントムのＣＴ画像であり、ＦはずれたファントムからのＣＴ画像である。   FIG. 16 shows a PET / CT system 10 where the phantom located inside the 50 cm CT FOV is on the left and the phantom located outside the 50 cm CT FOV is on the right. 3 shows an example of an image from FIG. 1 (shown in FIGS. 1 and 2). A and B represent PET emission reconstructions without attenuation correction. C and D in the middle row represent PET emission reconstructions with attenuation correction from CT, E in the bottom row is the CT image of the phantom located in the center, and F is the CT image from the phantom off. .

２０ｃｍ直径の２個の放射性ファントムをＰＥＴ及びＣＴの両方で撮像した。標準的な５０ｃｍＦＯＶ画像から導き出された減弱マップは図１６（Ｆ）に示すように５０ｃｍ直径の外部ではゼロ減弱を有しており、これらの減弱マップを用いてＰＥＴ放出を減弱について補正し、以下の放出再構成を形成した。図１７は、トランケートされた減弱領域で再構成された放射能が、完全に維持されている領域におけるよりも小さいことを示している（すなわち部分的にサンプリングされているデータ）。図１８は、前述の検出器補外を用いて再構成されて拡張型視野再構成を形成したＣＴ画像を示している。二組目のＰＥＴ再構成は、６５ｃｍＦＯＶを超えて延在しているＣＴデータから導き出された減弱マップを用いたものである。図１９は、拡張型ＣＴ画像から導き出された減弱補正を行なって再構成されたＰＥＴ放出走査を示している。   Two radioactive phantoms of 20 cm diameter were imaged on both PET and CT. The attenuation map derived from a standard 50 cm FOV image has zero attenuation outside the 50 cm diameter as shown in FIG. 16 (F), and these attenuation maps were used to correct PET emission for attenuation, and Was formed. FIG. 17 shows that the reconstructed radioactivity in the truncated attenuation region is less than in the fully maintained region (ie, partially sampled data). FIG. 18 shows a CT image reconstructed using the detector extrapolation described above to form an extended field of view reconstruction. The second set of PET reconstructions uses attenuation maps derived from CT data extending beyond 65 cm FOV. FIG. 19 shows a PET emission scan reconstructed with attenuation correction derived from extended CT images.

本書の少なくとも幾つかの例では、「投影ビュー」という語句は、ＦＯＶを通る平行軌道に対応する画像データ集合又は減弱測定値集合を指すものとして用いられており、この場合には各々のビューが最初から最後までの平行軌道に対応する最初から最後までの減弱測定値を含んでいる。加えて、「増強した投影ビュー」という語句は、典型的には元のビューの最初の軌道又は最後の軌道のいずれかに隣接している軌道に対応する付加的な減弱測定値を加算することにより変更された投影ビューを指すものとして用いられている（図８及び９を再度参照されたい。これらの図では投影ビューに対応する曲線が増強され或いは拡張されている）。同様に、「増強していない投影ビュー」という語句は、付加的な測定値が加算されていない投影ビューを指すものとして用いられている。「ビュー減弱測定値」（ビュー減弱測定値をＣＴ投影角度の関数として示している図６を参照されたい）という語句は、単一の投影ビューからの合計減弱測定値を指すものとして用いられている。「減弱投影ビュー」という語句は、減弱マップから導き出されるビューの前方投影集合を指すものとして用いられており、２Ｄ画像は複数のビューに分割される。「減弱曲線」という語句は、図７に示したような曲線を指すものとして用いられており、同図では、単一の投影ビューに対応する減弱測定値を、曲線が最初の対応する減弱測定値と最後の対応する減弱測定値との間に延在するように、また最初の減弱測定値及び最後の減弱測定値のそれぞれ近傍に第一及び第二の勾配ｓ_l及びｓ_rが存在するように、プロットしている。 In at least some examples herein, the phrase "projected view" is used to refer to a set of image data or attenuation measurements corresponding to a parallel trajectory through the FOV, where each view is defined as It contains the first to last attenuation measurements corresponding to the first to last parallel orbits. In addition, the phrase "augmented projection view" typically refers to the addition of additional attenuation measurements corresponding to trajectories adjacent to either the first or last trajectory of the original view. (Refer again to FIGS. 8 and 9 where the curves corresponding to the projected views have been enhanced or expanded). Similarly, the phrase “non-augmented projection view” is used to refer to a projection view where no additional measurements have been added. The phrase "view attenuation measurement" (see FIG. 6 showing the view attenuation measurement as a function of CT projection angle) is used to refer to the total attenuation measurement from a single projection view. I have. The phrase “attenuated projection view” is used to refer to the forward projection set of views derived from the attenuation map, and the 2D image is divided into multiple views. The phrase “attenuation curve” is used to refer to a curve as shown in FIG. 7, where the attenuation measurement corresponding to a single projection view is replaced by the first corresponding attenuation measurement. so as to extend between the attenuation measurements of the values and the last corresponding, also the first and second gradient s _l and s _r is present near each of the first attenuation measurements and last attenuation measurements And so on.

様々な特定の実施形態によって本発明を説明したが、当業者であれば特許請求の範囲の要旨及び範囲に属する改変を施して本発明を実施し得ることを理解されよう。   Although the invention has been described in terms of various specific embodiments, those skilled in the art will recognize that the invention can be practiced with modification within the spirit and scope of the appended claims.

ＣＴイメージング・システムの実施形態の見取り図である。1 is a sketch of an embodiment of a CT imaging system. 図１に示すシステムのブロック模式図である。It is a block schematic diagram of the system shown in FIG. トランケートされたアーティファクトを示す図である。FIG. 9 illustrates a truncated artifact. 胸部ファントムについて全チャネルにわたって積算した合計減弱量を投影角度の関数として示すグラフである。Fig. 7 is a graph showing the total attenuation integrated over all channels for a chest phantom as a function of projection angle. 臨床環境におけるトランケーションの図である。FIG. 3 is a diagram of truncation in a clinical environment. 合計減弱量に対してトランケーション投影が及ぼす影響を示すグラフである。9 is a graph showing the effect of truncation projection on the total attenuation. 勾配及び境界推定の図である。FIG. 7 is a diagram of gradient and boundary estimation. トランケートされた投影にフィットさせた水円筒の図である。FIG. 4 is an illustration of a water cylinder fitted to a truncated projection. 予測合計減弱量によってスケーリングした投影拡張の図である。FIG. 11 is a diagram of projection extension scaled by a predicted total attenuation. 複数の画像を示す図である。It is a figure showing a plurality of images. 図１及び図２に示すシステムの上面図であって、第一のモダリティ走査平面及び第二のモダリティ走査平面を示す図である。FIG. 3 is a top view of the system shown in FIGS. 1 and 2 showing a first modality scan plane and a second modality scan plane. 第一及び第二のモダリティの軸横断方向の撮像野を示す図である。FIG. 3 is a diagram illustrating an imaging field in a transaxial direction of first and second modalities. 完全にサンプリングされている視野に制限されているＣＴ検出器の通常の再構成画像を示す図である。FIG. 4 shows a normal reconstructed image of a CT detector restricted to a field of view that is fully sampled. ＣＴ−ＦＩ（機能画像）再構成の流れ図である。It is a flowchart of CT-FI (functional image) reconstruction. 異なるＣＴ ｋＶｐ設定での測定値を５１１ｋｅＶでの減弱係数へ変換する複数の変換テーブルのグラフ図である。FIG. 8 is a graph of a plurality of conversion tables for converting measured values at different CT kVp settings into attenuation coefficients at 511 keV. 図１及び図２に示すＰＥＴ／ＣＴシステムからの画像例であって、５０ｃｍＣＴ ＦＯＶの内部に配置されているファントムが左側に位置しており、５０ｃｍＣＴ ＦＯＶの外部に配置されているファントムが右側に位置している図である。FIG. 3 is an example of an image from the PET / CT system shown in FIGS. FIG. トランケートされた減弱領域で再構成された放射能が、完全に維持されている領域におけるよりも小さいことを示す図である。FIG. 4 shows that the reconstituted radioactivity in the truncated attenuation region is smaller than in the fully maintained region. 本書に記載している検出器補外を用いて再構成したＣＴ画像の図である。FIG. 3 is a diagram of a CT image reconstructed using the detector extrapolation described in this document. 拡張型ＣＴ画像から導き出された減弱補正を行なって再構成したＰＥＴ放出走査の図である。FIG. 4 is a diagram of a PET emission scan reconstructed by performing attenuation correction derived from an extended CT image.

符号の説明Explanation of reference numerals

１０ ＣＴシステム
１２ ガントリ
１４ Ｘ線源
１６ Ｘ線コーン・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 モータ式テーブル
４８ ガントリ開口
５０ 媒体読み取り装置
５２ 媒体
６０ 第一のモダリティ走査平面
６２ 第二のモダリティ走査平面
７０ ＰＥＴ検出器
７２ 患者アパーチャ
７４ 焦点スポット
７６ 完全にサンプリングされている視野
７８ ファン
８０ ＣＴ−ＦＩ再構成のプロセス Reference Signs List 10 CT system 12 Gantry 14 X-ray source 16 X-ray cone beam 18 Detector array 20 Detector element 22 Patient 24 Center of rotation 26 Control mechanism 42 Display 46 Motorized table 48 Gantry opening 50 Media reader 52 Medium 60 First Modality Scan Plane 62 Second Modality Scan Plane 70 PET Detector 72 Patient Aperture 74 Focus Spot 76 Fully Sampled View 78 Fan 80 CT-FI Reconstruction Process

Claims (6)

Ｘ線源（１４）、及び該線源から放出されたＸ線（１６）を受光するように配置されているＸ線に応答する検出器（１８）を含んでいる計算機式断層写真法（ＣＴ）システムと、
γ線に応答する検出器（７０）を含んでいる陽電子放出断層写真法（ＰＥＴ）システムと、
前記ＣＴシステム及び前記ＰＥＴシステムに動作に関して結合されているコンピュータ（３６）であって、
対象（２２）のＣＴ走査から、完全にサンプリングされている視野（７６）データ及び部分的にサンプリングされている視野データを含んだデータを受け取り、
前記完全にサンプリングされている視野データを用いて前記受け取った部分的にサンプリングされている視野データを増強し、
前記対象のＰＥＴ走査からデータを受け取って、
前記受け取ったＰＥＴデータ及び前記増強した部分的にサンプリングされている視野データを用いて前記対象の画像を再構成するように構成されているコンピュータ（３６）と、を備えたイメージング装置（１０）。 A computed tomography (CT) comprising an X-ray source (14) and a detector (18) responsive to X-rays arranged to receive X-rays (16) emitted from the source. ) System,
a positron emission tomography (PET) system including a detector (70) responsive to gamma radiation;
A computer (36) operatively coupled to the CT system and the PET system,
Receiving data from the CT scan of the subject (22), including data including the fully sampled field of view (76) data and the partially sampled field of view data;
Amplifying the received partially sampled view data with the fully sampled view data;
Receiving data from the subject PET scan;
A computer configured to reconstruct the image of the object using the received PET data and the augmented partially sampled field-of-view data. 前記コンピュータ（３６）はさらに、前記再構成画像において前記完全にサンプリングされている視野（７６）データを表わす区域と前記増強した部分的にサンプリングされている視野データを表わす区域との間に線図形を形成するように構成されている、請求項１に記載の装置（１０）。   The computer (36) further comprises a line graphic between the area representing the fully sampled field of view data and the area representing the augmented partially sampled field data in the reconstructed image. The device (10) according to claim 1, wherein the device (10) is configured to form: 前記コンピュータ（３６）はさらに、
Ｘ線管電圧を表わす信号を受け取って、
前記Ｘ線管電圧に基づいて１以上のＣＴ数をＰＥＴ減弱数へ変換するように構成されている、請求項１に記載の装置（１０）。 The computer (36) further comprises:
Receiving a signal representing the X-ray tube voltage,
The apparatus (10) of claim 1, wherein the apparatus (10) is configured to convert one or more CT numbers to a PET attenuation number based on the X-ray tube voltage. 撮像対象（２２）の構造特性及び機能特性を示す構造データ集合及び機能データ集合と共に用いられるイメージング装置（１０）であって、前記構造集合及び機能集合は第一及び第二の視野（ＦＯＶ）にそれぞれ対応しており、前記構造データ集合は、前記第一のＦＯＶを通る最初から最後までの平行軌道にそれぞれ対応する最初から最後までの減弱測定値を各々含んだ複数の投影ビューを含んでおり、前記第一のＦＯＶは、前記第二のＦＯＶよりも小さく且つ前記第二のＦＯＶの内部に含まれて、前記第一及び第二のＦＯＶの共通区域のみが前記投影ビューの各々により横断され、また、前記第二のＦＯＶの内部にあり且つ前記第一のＦＯＶの外部にある区域は前記投影ビューの部分集合のみにより横断されるようになっており、当該装置は、
各々の投影ビューについて、すべての前記減弱測定値を加算してビュー減弱測定値を形成し、
最大ビュー減弱測定値を識別し、
該最大減弱測定値よりも小さいビュー減弱測定値の１以上の部分集合の各々について、関連する投影ビューを増強して増強した減弱ビューを形成し、該増強したビューのすべての前記減弱測定値の前記和が前記最大減弱測定値と実質的に同様になるようにし、
前記増強した投影ビュー及び増強していない投影ビューを用いて前記第二のデータ集合を減弱について補償し、
前記補償した第二のデータ集合を結合して画像を構成するように構成されているコンピュータ（３６）を含んでいるイメージング装置（１０）。 An imaging device (10) for use with structural and functional data sets indicating structural and functional characteristics of an imaging target (22), wherein the structural and functional sets are in a first and second field of view (FOV). Respectively, wherein the structural data set includes a plurality of projection views each including first to last attenuation measurements corresponding to first to last parallel trajectories through the first FOV, respectively. The first FOV is smaller than the second FOV and contained within the second FOV so that only the common area of the first and second FOVs is traversed by each of the projection views And wherein an area within the second FOV and outside the first FOV is traversed by only a subset of the projection views, the apparatus comprising: ,
For each projection view, summing all said attenuation measurements to form a view attenuation measurement;
Identify the maximum view attenuation measurement,
For each of the one or more subsets of view attenuation measurements that are smaller than the maximum attenuation measurement, the associated projection view is enhanced to form an enhanced attenuation view, and all of the attenuation measurements of the enhanced view are enhanced. The sum is substantially similar to the maximum attenuation measurement;
Compensating the second data set for attenuation using the enhanced and unenhanced projection views;
An imaging device (10) including a computer (36) configured to combine said compensated second data set to form an image. 各々の投影ビューを構成する前記減弱測定値は、対応する最初の減弱測定値と最後の減弱測定値との間で減弱曲線を画定しており、該曲線は、前記最初及び最後の減弱測定値の近傍で第一及び第二の勾配を画定しており、前記コンピュータ（３６）は、各々の投影ビューについて、前記最初及び最後の減弱測定値がノン・ゼロであるか否かを判定し、各々のノン・ゼロの最初及び最後の減弱測定値について、前記減弱測定値の大きさ及び前記減弱測定値の近傍の前記曲線の前記勾配を推定し、前記ノン・ゼロの減弱測定値に隣接する位置で当該投影ビューに対して前記第二のＦＯＶの少なくとも一部を横断する軌道に対応する減弱測定値を加算することにより、投影ビューを増強するように構成されている、請求項４に記載の装置（１０）。   The attenuation measurements that make up each projection view define an attenuation curve between the corresponding first and last attenuation measurements, the curves comprising the first and last attenuation measurements. Defining the first and second gradients in the vicinity of, wherein the computer (36) determines, for each projection view, whether the first and last attenuation measurements are non-zero, For each non-zero first and last attenuation measurement, estimate the magnitude of the attenuation measurement and the slope of the curve near the attenuation measurement, adjacent to the non-zero attenuation measurement. 5. The projection view is configured to be enhanced by adding an attenuation measurement corresponding to a trajectory traversing at least a portion of the second FOV to the projection view at a location. Device (10). 前記コンピュータ（３６）は、各々の識別された投影ビューについて、前記最初及び最後の対応する各減弱測定値の相対的な大きさの関数として減弱測定値を加算することにより、減弱測定値を加算する前記工程を実行するように構成されている、請求項５に記載の装置（１０）。   The computer (36) sums attenuation measurements for each identified projection view by adding the attenuation measurements as a function of the relative magnitudes of the first and last corresponding respective attenuation measurements. The apparatus (10) of claim 5, wherein the apparatus (10) is configured to perform the steps of: