JP2001502047A - 医療用撮像システム中でマルチモダリティ・データを重ね合わせる方法 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 異なるモダリティの医学的イメージ・データを重ね合わせる方法が提供される。この方法では、シングルフォトン放射コンピュータ断層撮影法（ＳＰＥＣＴ）イメージ・データを収集するために核医学撮像システムを使用して、物体の放射スキャンを実施する。核医学透過イメージ・データを収集するために同じ核医学撮像システムを使用して、放射スキャンと同時に物体の透過スキャンを実施する。放射スキャンはロービング・ズーム・ウィンドウを使用して実施し、透過スキャンは検出器の全視野を使用して実施する。各検出角ごとのズーム・ウィンドウの位置が分かれば、同時スキャンの結果として核医学透過イメージ・データをＳＰＥＣＴ放射イメージ・データと重ね合わせることができる。Ｘ線コンピュータ断層撮影法（ｘ線ＣＴ）データ、磁気共鳴撮影法（ＭＲＩ）データ、陽子放射断層撮影法（ＰＥＴ）データなど、ＳＰＥＣＴ以外のモダリティのイメージ・データも与えられる。これはＳＰＥＣＴ放射データと重なり合っていることが望ましい。したがって、核医学透過イメージ・データは異なるモダリティのイメージ・データと重なり合う。したがって、異なるモダリティのイメージ・データがＳＰＥＣＴイメージ・データと重なり合う。

Description

【発明の詳細な説明】 医療用撮像システム中でマルチモダリティ・データを重ね合わせる方法 発明の分野 本発明は、医療用撮像の分野に関する。さらに詳細には、本発明は、異なる撮 像モダリティからの医学的イメージを重ね合わせる方法および装置に関する。発明の背景 医療を実施する場合、人体の診断イメージを得る様々な技法が使用できる。そ のような技法の例は、コンピュータ断層撮影法（ＣＴ）、超音波映像法、および 透視法である。ＣＴは、シングルフォトン・エミッション・コンピュータ断層撮 影法（ＳＰＥＣＴ）、ポジトロン・エミッション断層撮影法（ＰＥＴ）、および 磁気共鳴撮影法（ＭＲＩ）を含めて、広い範囲の撮像方法を含む。ＳＰＥＣＴお よびＰＥＴは、ときどき概括的な用語「核医学」に分類される。これらの撮像技 法または「モダリティ」はそれぞれ、データを収集する異なる方法を使用し、独 自の特性を有するイメージを与える。 様々な撮像モダリティ間の差のために、所与のモダリティは、特定のタイプの 診断情報を得るために特に有用であるが、他のタイプの診断情報を得るのには不 十分である。例えば、ＳＰＥＣＴはしばしば、構造（解剖）情報ならびにその器 官に関する機能情報を含む器官のイメージを得るために使用される。しかしなが ら、ＳＰＥＣＴおよび他の医学技法は器官固有である傾向がある。すなわち、こ れらのモダリティからのイメージは、注目する特定の器官を示すが、その器官を 囲む解剖構造に関する情報をほとんどまたは全く与えない傾向がある。一般に、 核医学技法では、まず放射性薬品を患者に注入する。放射性薬品は、心臓や脳な ど特定の器官に集中し、その器官から放射（エミッション）される。次いで、放 射は、撮像装置によって検出され、イメージを生成するために使用される。得ら れたイメージは、注目する器官に関する実質的な情報を与えるが、一般に骨格構 造または他の近くの器官（心臓を撮像するときの肺など）を示さない。しかしな がら、医師は、正確な診断を行うため、または適切な治療を施すためにそのよう な追加の情報を必要とすることがある。 核医学では、医師が注目する主要な器官以外の解剖構造のイメージを必要とす る場合、医師は一般に、ｘ線ＣＴやＭＲＩなど他のモダリティに頼らなければな らない。複数のモダリティからのイメージが使用できるとき、医師は、別々のイ メージ中の情報を結合して、１つのイメージにしたい。例えば、医師は、１つの イメージ中に表された身体中の位置を他のイメージにより容易にかつより正確に 関連付けることができるように重なり合ったイメージを見たい。同じ主題の異な るイメージを重ねることは「重ね合わせ（coregistration）」と呼ばれることも ある。医療用撮像の文脈では、「重ね合わせ」は、より具体的には、身体の同じ 領域の２つまたはそれ以上のイメージを結合して、身体中の所与の点が結合イメ ージ中のただ１つの点によって表される（すなわち、個々のイメージが正確に整 列する）ように結合イメージを形成する方法と定義される。重ね合わせられたイ メージは、コンピュータ・スクリーン上に表示されることもあり、紙、ｘ線フィ ルム、または他の同様の媒体など、何らかの形のハード出力上で観測されること もある。 異なるモダリティからのイメージを重ね合わせる様々な方法が当技術分野にお いて周知である。しかしながら、マルチモダリティ・イメージを容易かつ正確に 重ね合わせることは、これらの方法に関連する問題である。例えば、異なるモダ リティからのイメージは目によって重ね合わせられる。より具体的には、コンピ ュータ・システムのマウスまたはトラックボールを操作して、コンピュータ・モ ニタ上に表示された医学的イメージを動かすこともできる。しかしながら、この 方法は、一般にあまり正確ではない。なぜなら、しばしば基準点として使用する ために異なるモダリティのイメージ間の共通の情報が不十分であるからである。 他の重ね合わせ方法では「マーカ」を使用する。マーカは、撮像中に患者の隣 に配置され、２つまたはそれ以上の異なるモダリティからのイメージ中に見える 物体である。マーカは一般に、核医学透過イメージとともに核医学放射イメージ （すなわちＳＰＥＣＴ）を使用して得られるイメージを重ね合わせるために使用 される。核医学透過撮影法については、以下の詳細な説明でより詳細に論じる。 マーカは、小さい金属片、または放射性核種物質で充填された容器を構成する。 この方法では、撮像スキャンは、マーカが各スキャンごとに患者の身体に対して 同じ位置に配置されるように、一度に１つのモダリティずつ、異なるモダリティ を使用して実施される。マーカは得られた各イメージ中に現れるので、異なるモ ダリティのイメージを重ね合わせることができる。しかしながら、マーカの位置 を患者の身体に対して正確に固定することは問題になりうる。患者は、スキャン 間およびスキャン中にわずかに動くことがあり、マーカに対する患者の動きがあ った場合、得られたイメージを正確に重ね合わせることは困難または不可能にな る。 したがって、上述の欠点を克服する、マルチモダリティ医療用撮像データを重 ね合わせる改善された方法が必要である。特に、マルチモダリティ医療用撮像デ ータを比較的容易かつ正確に重ね合わせる方法が必要である。発明の概要 異なるモダリティの医学的イメージ・データを重ね合わせる方法が提供される 。この方法では、核医学撮像システムを使用して物体の放射スキャンを実施する 。放射スキャン中、シングルフォトン・エミッション・コンピュータ断層撮影法 （ＳＰＥＣＴ）イメージ・データを収集する。放射スキャンと同時に、核医学透 過イメージ・データを収集するために同じ核医学撮像システムを使用して、物体 の透過スキャンを実施する。収集された核医学透過イメージ・データはＳＰＥＣ Ｔイメージ・データと重ね合わせられる。ＳＰＥＣＴ以外のモダリティのイメー ジ・データが与えられる。これはＳＰＥＣＴデータと重ね合わせられていること が望ましい。したがって、核医学透過イメージ・データは他のモダリティのイメ ージ・データと重ね合わせられ、したがって、他のモダリティのイメージ・デー タはＳＰＥＣＴイメージ・データと重ね合わせられる。 本発明の他の特徴は、添付の図面および以下の詳細な説明から明らかになろう 。図面の簡単な説明 本発明を添付の図面の図に制限ではなく例として示す。図面中、同じ参照番号 は同じ要素を示す。 第１図は、γ線カメラ医療用撮像システムのブロック図である。 第２図は、患者の透過スキャンを実施するように構成されたγ線カメラ・シス テムの検出器および透過線光源を示す図である。 第３図は、２つの検出器に対するトラッキング・ズーム・ウィンドウおよびス キャニング透過検出ウィンドウを示す図である。 第４Ａ図および第４Ｂ図は、放射スキャンニング用にロービング・ズーム・ウ ィンドウを使用する方法を示す図である。 第４Ｃ図および第４Ｄ図は、放射スキャンニング用に使用されるロービング・ ズーム・ウィンドウの空間オフセットに従って透過データを調整する方法を示す 図である。 第５図は、放射データセット・マトリックスのピクセル・サイズを一致させる ために透過データセット・マトリックスのピクセル・サイズを調整するための変 換を示す図である。 第６図は、核医学撮像システムを使用するデータ獲得およびイメージ生成の全 体的なプロセスを示す流れ図である。 第７Ａ図は、核医学透過イメージを示す図である。 第７Ｂ図は、核医学放射イメージを示す図である。 第７Ｃ図は、ｘ線コンピュータ断層撮影法（ＣＴ）イメージを示す図である。 第７Ｄ図は、第７Ｃ図のｘ線コンピュータ断層撮影法イメージと重ね合わせら れた第７Ｂ図の核医学放射イメージを示す図である。 第８図は、異なるモダリティからのデータを重ね合わせるステップを示す流れ 図である。詳細な説明 医療用撮像システム中で異なるモダリティからのイメージを重ね合わせる方法 および装置について説明する。以下の説明では、説明のために、本発明を完全に 理解できるように多数の特定の詳細を示す。しかしながら、本発明は、これらの 特定の詳細なしに実施できることが当業者には明らかであろう。他の場合には、 周知の構造および装置は、本発明を不必要に曖昧にしないためにブロック図の形 で示してある。 以下の説明では、別段に具体的に述べていない場合、「処理」、「コンピュー ティング」、「計算」、「決定」、「表示」などの用語を使用する本発明のコン ピュータ・システムの機能に関する議論は、コンピュータ・システムのレジスタ およびメモリ中の物理的（電子的）量として表されるデータを操作し、同じくコ ンピュータ・システムのレジスタおよびメモリ中の物理的量として表される他の データに変換するプログラムを実行しているコンピュータ・システムまたは同様 の電子コンピューティング装置の動作に関する。 Ｉ．概要 核医学撮像（すなわち、ＳＰＥＣＴおよびＰＥＴ）では、注目する特定の器官 中に蓄積する傾向がある放射性薬品を患者に注入する。次いで、γ線カメラを使 用して、身体のまわりで様々な角度に放射されたγ線またはフォトンを検出する 。γ線カメラのシンチレーション検出器に到達したフォトンは、シンチレーショ ン事象を引き起こす。これは光電子増倍管によって検出され、次いで回路によっ て位置情報ならびにエネルギー情報を表す電気信号に変換される。次いで、これ らの信号を使用して、再構成と呼ばれる方法でイメージ・データを生成する。得 られたイメージは「放射イメージ」と呼ばれる。 核医学でしばしば使用される他の技法は「透過撮像」である。透過撮像は、一 般に放射イメージ中のフォトン減衰の影響を補正するために使用される。注目す る器官を囲む組織および骨格構造は、器官中に分配された放射性薬品から放射さ れたフォトンを減衰させる傾向がある。各患者は異なる（異なるサイズ、形状な ど）ので、注目する器官を囲む組織および骨格構造は各患者ごとに異なる。放射 の減衰は、異なる組織および骨格の減衰係数が異なるので不均一である。このよ うな不均一な減衰はイメージ品質を大幅に低下させる可能性がある。しかしなが ら、透過撮像によれば、γ線カメラおよび処理コンピュータ・システムが身体の 「減衰マップ」を生成することによって不均一な減衰を補償することができる。 一般に、透過スキャニング中、周知の特性を有する伝送光源からの放射は患者 を透過し、次いでγ線カメラ中のシンチレーション検出器によって検出される。 光源によって伝送された放射の強度を知り、物体を通過し、検出された放射の強 度を測定することによって、γ線カメラ・システム中のコンピュータは身体の異 なる部分にわたって異なる角度で不均一な放射減衰の範囲を決定することができ る。この情報から、周知の方法および手順を使用して、身体の不均一な減衰マッ プを生成することができる。次いで、再構成プロセス中に減衰マップを使用して 、放射イメージ・データを不均一なフォトン減衰に対して補正する。 本発明によれば、透過撮像は、核医学（γ線カメラ）撮像システムを使用して 、射出撮像と同時に実施する。次いで、透過スキャンから得られたイメージ・デ ータを使用して、以下で詳細に説明するように、放射イメージ・データを他のモ ダリティからのイメージ・データと重ね合わせる。 II．撮像システム 第１図に、本発明を実施するために使用できる核医学撮像システムをブロック 図の形で示す。第１図の撮像システムはＳＰＥＣＴ撮像またはＰＥＴ撮像に使用 される。この撮像システムは、シンチレーション検出器１０および１２から供給 されたイメージ情報を処理するために使用される汎用コンピュータ・システム１ １２を含む。コンピュータ・システム１１２はまた、ガントリの検出器１０およ び１２の動作を制御し、以下で論じる透過線光源の動作を制御する動作コントロ ーラを制御する。 コンピュータ・システム１１２は、システム中の情報を伝達するアドレス／デ ータ・バス１００、バス１００に結合され、命令を実行し、情報を処理する中央 処理装置（ＣＰＵ）１０１、バス１００に結合され、中央処理装置１０１用の情 報および命令を記憶するランダム・アクセス・メモリ（ＲＡＭ）１０２、バス１ ００に結合され、処理装置１０１用の静的情報および命令を記憶する読取り専用 メモリ（ＲＯＭ）１０３、バス１００に結合され、イメージ情報および命令を記 憶する大容量記憶装置１０４、バス１００に結合され、情報をコンピュータ・ユ ーザに表示する陰極線管（ＣＲＴ）などのディスプレイ装置１０５、バス１００ に結合され、情報およびコマンド選択を中央処理装置１０１に伝達する英数字キ ーおよびファンクション・キーを含む英数字入力装置１０６、バスに結合され、 ユーザ入力情報およびコマンド選択を中央処理装置１０１に伝達する（データ入 力装置１０６の一部であることもある）カーソル制御装置、およびバス１００に 結合され、コマンド選択を処理装置１０１に伝達するデータ・インターフェース 装置１０８を含む。プリンタなど「ハードコピー」出力装置もバス１００に結合 される。 第１図のディスプレイ装置１０５は、陰極線管（ＣＲＴ）、液晶ディスプレイ （ＬＣＤ）、またはイメージおよび英数字をユーザに表示するのに適した他の装 置を含む。カーソル制御装置によれば、コンピュータ・ユーザがディスプレイ装 置１０５のディスプレイ・スクリーン上の可視記号（ポインタ）の二次元動作を 動的に知らせることができる。トラックボール、フィンガー・パッド、マウス、 ジョイスティックまたは所与の方向の動作または変位の形を知らせることができ る英数字入力装置１０６上の特殊キーを含めて、カーソル制御装置の多数の実施 形態が当技術分野において周知である。大容量記憶装置１０４は磁気ディスクま たは光ディスクおよびディスク・ドライブまたは他の同様の装置である。 コンピュータ・システム１１２は、バス１２２上の信号処理ハードウェア回路 １２０を介してシンチレーション検出器１０および１２とインターフェースする 。信号処理ハードウェア１２０は、増幅回路と、検出器からのチャネル信号をコ ンピュータ・システム１１２に伝送するためにデジタル・データに変換するアナ ログデジタル変換回路とを含む。特に、信号処理ハードウェア１２０は検出器１ ０および１２中の光電子増倍管の出力を検出されたシンチレーション事象の空間 座標データおよびエネルギー・データに変換する。 透過データおよび放射データはメモリ１０２中にマトリックスの形で記憶され る。透過データおよび放射データを記憶するためにそれぞれ別々のマトリックス が使用される。透過スキャニングから得られた不均一減衰マップもメモリ１０２ 中にマトリックスの形で記憶される。マトリックスの各セルまたは「ビン」は出 力イメージ中の１つのピクセルに対応する。イメージ・マトリックスが異なる回 転角で収集された後、器官の多数のスライス・イメージまたは三次元イメージを 生成するために断層撮影像を実施する。 第２図に、患者５の透過スキャンの実施をするように構成されたγ線カメラ・ システムの一部を示す。透過スキャンを実施するとき、シンチレーション検出器 １０および１２は第２図に示すように９０°相対配向で配置される。透過線光源 ２０および２２を使用して、γ線放射を患者５を介してそれぞれ検出器１０およ び１２まで透過させる。Ｚ軸のまわりの様々な異なる角度（回転角）に対して、 線光源２０は検出器１０の視野（ＦＯＶ）を横切るように並進し、線光源２２は 検出器１２のＦＯＶを横切るように並進する。次いで、検出器１０および１２は それぞれ、患者５を完全に通過した線光源２０および２２からの放射の量を測定 する。透過検出領域１０ａは、透過線光源２０が軸Ｚに沿って並進するときにコ リメートされた放射を受け取る。領域１０ａは線光源２０と同期してスキャンす る。同様に、透過領域１２ａは、透過線光源２２が軸Ｚに沿って進行するときに コリメートされた放射を受け取る。領域１２ａはアセンブリ２２と同期して移動 する。第２図の構成を使用する場合、異なる放射エネルギー・レベルが放射スキ ャンおよび透過スキャンに割り当てられることを条件として、透過スキャニング は放射スキャンニングと同時に実施される。 Ａ．ロービング・ズーム・ウィンドウ 心臓の撮像などのある種のＳＰＥＣＴ撮像の応用例では、器官が小さいために 、器官を高解像イメージ・マトリックス（例えば、小さいピクセル・サイズを有 するマトリックス）を使用して撮像することか望ましい。ピクセル・サイズを十 分小さくするために、小視野（ＳＦＯＶ）検出器を使用することがある。例えば 、物理的視野が、１６インチ×１６インチ、１５インチ×１５インチおよび１３ インチ×１３インチの検出器を使用できる。しかし、身体の正確な減衰マップを 得るための透過スキャンでは、身体の端部が切り取られるのを避けるために、大 型検出器の視野全体（例えば、２０インチ×１５インチ）を必要とする。従って 、本発明の現在の好ましい実施形態では、透過スキャンには大視野（ＬＦＯＶ） を使用するが、放射スキャンにはＳＦＯＶを使用することができる。 好ましい実施形態では、放射スキャンに使用するＳＦＯＶはロービング・ズー ム・「ウィンドウ」または領域を使用して実施するが、これは、１９９４年４月 １９日に発行され、本発明の譲受者に譲渡された「医療用カメラ・システムにお けるズームしたスキャン部分の自動トラッキング装置および方法」という名称の 米国特許第５３０４８０６号に詳述されている。ズーム・ウィンドウは注目する 器官（例えば、心臓）からの放射を検出する。ピクセルはズーム領域内でズーム 領域外より小さいため、放射イメージはより大きく、従って「ズームされて」見 える。 好ましい実施形態では、ズーム・ウィンドウは検出器の電子回路および／また はコンピュータ・システムのデータ獲得プロセスにより各検出器のＦＯＶ内に形 成される。このウィンドウは、心臓などの特定の器官と一致する各検出器のＦＯ Ｖの部分と一致するよう形成する。検出器の電子回路はズーム・ウィンドウ内で 検出される放射のイメージを拡大する。検出器が物体の周りを別の角度まで回転 すると、ズーム・ウィンドウは検出器の表面に対して移動（「ローブ」）し、そ の結果、心臓（またはその他の注目する器官）が各ズーム・ウィンドウの中心部 、ＦＯＶ内に保持される。その結果、ズーム・ウィンドウは各回転角度について 器官を追跡する。ズーム・ウィンドウは検出器のＦＯＶ全体より小さいので、γ 線カメラのイメージ生成能によりズーム・ウィンドウに焦点を合わせることがで き、その結果得られたイメージ生成の質が向上する（例えば、解像度が上昇する ）。デュアル検出器システムにおけるズーム・ウィンドウのトラッキングについ ては、上記のように、米国特許第５３０４８０６号に記載されている。 Ｂ．データ獲得 第３図は、本発明の横方向デュアル検出器透過ウィンドウとデュアル線源スキ ャニング構成と共にトラッキング・ズーム・ウィンドウを実施する方法を示して いる。ズーム・ウィンドウ３５２および３５４は各々、検出器１２および１０の 表面に決められており、検出器１０および１２がｚ軸の周りを回転するにつれて 、矢印３５２ａおよび３５４ａで示すように上下に移動して、注目する物体を追 跡する。任意の所与の角度で、ズーム・ウィンドウ３５２および３５４の位置は 固定されたままである。検出器１０および１２は各回転角度について、ズーム領 域３５２および３５４内のみで放射データ（例えば、カウント）を電子的に収集 す る。検出器１０および１２のＦＯＶ全体が放射を受けている可能性があるが、ズ ーム・ウィンドウ３５２および３５４内で検出された放射のみを記憶し、イメー ジの再構成に使用する。 ２つのロービング・ズーム・ウィンドウ内の放射データを収集すると同時に、 スキャニング透過検出ウィンドウ３１０および３１２内で透過データも収集する 。実施形態の説明では、放射放出源としてＴＩ−２０１を使用し、透過放出源と してＧｄ−１５３を使用する。第３図には図示していないが、２つのスキャニン グ線光源も存在し、上記のように、２つの透過検出ウィンドウと同期的に移動す る。ｚ軸の周りの各回転角度について、透過検出ウィンドウ３１０および３１２ は矢印３１２ａおよび３１０ａに従って、検出器のＦＯＶを横断してスキャンし 、透過データを収集する。また、各回転角度について、ズーム・ウィンドウ３５ ２および３５４は新しい空間位置をとり（ローブし）、注目する物体を追跡する 。しかし、スキャニング透過検出ウィンドウ３１２および３１０とは異なり、任 意の所与の回転角度で、ズーム・ウィンドウ３５２および３５４は検出器表面に 対して静止したままである。 本発明の透過検出ウィンドウ３１０および３１２は透過エネルギー・レベルの フォトンのみを知らせ、その他の検出されたフォトン、例えば（１）分散された 透過フォトンおよび（２）分散されていない放射フォトンからの放射エネルギー ・レベルの放射フォトンは拒絶する。線光源と検出器がコリメートすると、有効 な透過フォトンが２つの透過検出ウィンドウ３１０および３１２の外側にくるこ とは全くないため、ズーム領域３５２および３５４は放射フォトンを知らせる。 第３図に示すように、透過検出ウィンドウ３１０および３１２は、接続された 検出器のＦＯＶを横切ってスキャンするにつれて、ズーム・ウィンドウ３５２お よび３５４とときどき部分的に重なる。この間に、撮像システム内の電子回路が 補正し、その結果、透過検出領域３１０および３１０内に入る放射フォトンは透 過フォトンと誤って解釈されることはなく、また、ズーム・ウィンドウ３５２お よび３５４内で受け取られた透過フォトンは放射フォトンと誤って解釈されるこ とはない。このような補正がどのように実施されるかについての詳細は本明細書 の範囲を超えるものであり、本発明を理解するために必要なものではない。 III．核医学放射イメージおよび透過イメージの重ね合わせ 断層撮影像を再構成するために、各回転角度で得たイメージについて、固定し た回転中心があり、撮像する物体は回転中心に対して一定の位置にあると仮定す る。しかし、ロービング・ズーム領域については、放射獲得ウィンドウが検出器 表面に対して移動して、器官を効果的に追跡するため、放射断層写真は仮想回転 中心を有する。すなわち、撮像された器官は仮想回転中心となる。さらに、この 仮想回転中心は、ガントリと検出機構で決められる実際の物理的回転中心とは同 じでなくてもよい。撮像する器官が物理的な回転中心にあった場合、ズーム領域 は全くローブする必要がないと理解すべきである。 ロービング・ズーム領域を介して放射データを獲得する好ましい実施形態では 、透過データ（これは放射データと同時に獲得される）が空間的に移動して、撮 像された器官で決められる「仮想」回転中心を調節する。具体的には、ロービン グ・ズーム領域が所与の回転角度について所与の距離移動するため、この角度に ついて収集した透過データも移動または「オフセット」されて、この移動を調節 する。従って、透過データおよび放射データの再構成の間、体内の等しい点を透 過イメージと放射イメージで同じ位置に再構成する。すなわち、透過イメージ（ 例えば、減衰マップ）は放射イメージと空間的に整列するであろう。 また、上記のように透過ピクセルは放射ピクセルより大きいので、透過データ セット・マトリックスのピクセル・サイズをズーム領域のピクセル・サイズと合 うように調整する必要がある。ピクセル・サイズの調整について下記に詳述しよ う。透過データセットを調整して、ズーム領域の移動および異なるピクセル・サ イズについて補正すると、透過データセットと放射データセットが同じ検出器を 使用して同時に獲得されたため、透過データは放射データと効果的に重ね合わせ られる。 第４Ａ図および第４Ｂ図は放射スキャニングの間のロービング・ズーム・ウィ ンドウの動きを示している。第４Ａ図は、検出器１０の視野４３５内の最初の位 置（ｉ、ｋ）にあるロービング・ズーム・ウィンドウ４４１を示している。心臓 ４４３のイメージが表示されている。第４Ｂ図は別の回転角度での同じ配置を示 している。ロービング・ズーム領域４４１はあるｄｉおよびｄｋ値だけ移動した 。図示したように、ロービング・ズーム領域４４１は心臓を追跡するために上向 きに移動するため、心臓４４３のイメージは各ＥＣＴ回転角度についてズーム領 域の視野内に残る。スキャンが終了すると、各回転角度（シータ）に対して、各 ロービング・ズーム領域について別のオフセット値（ｄｉおよびｄｋ）が存在す る。例えば、検出器１０および検出器１２のロービング・ズーム領域についてｄ ｉ（シータ）およびｄｋ（シータ）が存在する。これらのオフセット値はメモリ に記憶される。例えば、次のデータセットを生成し、メモリに記憶することがで きる。回転角度 検出器１０ 検出器１２ シータ0 di（シータ0）,dk（シータ0） di（シータ0）,dk（シータ0） シータ1 di（シータ1）,dk（シータ1） di（シータ1）,dk（シータ1） シータ2 di（シータ2）,dk（シータ2） di（シータ2）,dk（シータ2） シータ3 di（シータ3）,dk（シータ3） di（シータ3）,dk（シータ3） シータ4 di（シータ4）,dk（シータ4） di（シータ4）,dk（シータ4） … … … シータn di（シータn）,dk（シータn） di（シータn）,dk（シータn） 各回転角度（シータ）について、透過データセット・マトリックスを、その角 度のロービング・ズーム領域の移動の量に従って（例えば、ｄｉ（シータ）、ｄ ｋ（シータ））、空間的にオフセットする。第４Ｃ図および４Ｄは所与の回転角 度についてこの作用を示している。具体的に、第４Ｃ図は、補償を行わない場合 の、検出器１０の透過スキャンのデータセット・マトリックスを示している。第 ４Ｄ図は、ロービング・ズーム・ウィンドウの移動を調節するために、所与の角 度シータについての透過データがｄｉおよびｄｋでオフセットされることを示し ている。各角度（シータ）について、各検出器の各データセットのこの補償を行 うことにより、回転のガントリ中心に基づくものではなく、透過データが仮想回 転中心（例えば、器官）に基づくようにこのデータを効果的に翻訳する。空間的 な補償が終了すると、透過データ・マトリックスはメモリに記憶される。 上記のように、透過ピクセルは放射ピクセルよりも大きいので、撮像システム は透過データセット・マトリックスのピクセル・サイズをズーム領域のピクセル ・サイズと適合するように調整する。例えば、ズーム領域のピクセルが１．０よ り大きいある倍率Ｍ倍（例えば、１．５倍）であると、透過スキャンからのピク セルの大きさが放射スキャンからのピクセルの大きさと一致するまで、透過スキ ャンのピクセルのサイズを小さくして、数を増やし、直線挿間法を使用して内挿 する。例えば、透過データセット・マトリックスはマトリックス・サイズ６４× ６４で獲得される。本発明はこのマトリックスをより大きなマトリックスのデー タセット（例えば、１２８×１２８）に変換し、その結果、透過データセット・ マトリックスの各ピクセルのサイズを効果的に減少させるが、その数は増加させ る。しかし、放射データの倍率Ｍは２倍未満とすることができるため、新しい透 過マトリックスは完全に埋まらないことがある。 ここで、第５図を参照すると、６４×６４個のピクセルのマトリックスで構成 された説明用の透過データセット・マトリックス５０５が示されている。マトリ ックス５０５のイメージ・データをより大きなマトリックス５０６（例えば１２ ８×１２８個のマトリックスで構成されている）に変換する。マトリックス５０ ５からの透過イメージ・データは「領域」５１５に記録される。ズーム倍率Ｍが ２倍未満の場合には、辺縁「領域」５１０は空である。例えば、ズーム倍率が１ ５倍の場合、マトリックス５０５内の各ピクセルを隣接するピクセルにより直線 的に内挿して、領域５１５が完了して、透過データが１．５倍のズーム倍率に調 整されるまで、２つの隣接したピクセルがその間に別なピクセルを形成する。し かし、マトリックス５０６は縦横いずれもマトリックス５０５の２倍大きく、Ｍ が１．５倍であるため、マトリックス５０６の辺縁部５１０には有効なデータは 入らないままである。 １つのイメージを第１マトリックスから、第１マトリックスよりサイズの小さ い個々のピクセルをより多数含む第２マトリックスに変換するのに多くの技法が 利用できる。本発明の範囲で、周知の多くの方法のいずれかを使用することがで きる。 上記のように、透過データセットがズーム領域の移動およびピクセル・サイズ について補正されると、透過イメージと放射イメージのデータセットが同じ撮像 システムを使用して（すなわち、同じ検出器を使用して）同時に獲得されたため 、透過イメージ・データは放射イメージ・データに効果的に重ね合わされる。 第６図は、核医学撮像システムを使用するデータ獲得およびイメージ生成のプ ロセス全体を示す流れ図である。ＳＦＯＶ放射と共にＬＦＯＶ透過を実施するた めには、ガントリを先ず、最初の回転角度におく。検出器１０および１２は互い に９０度となるよう配向する。最初の回転角度で、米国特許第５３０４８０６号 に記載のように、適当な初期位置およびロービング・ズーム・ウィンドウのサイ ズ（例えば、シンチレーション検出器について）を決める。ブロック６１５では 、透過スキャンを線光源２０および２２を使用してこの角度で実施し、撮像情報 （例えば透過データ）を検出器１０および１２のＦＯＶ全体にわたって記録する 。ブロック６１５では、また、放射データを各検出器１０および１２のロービン グ・ズーム・ウィンドウ領域のみから得る。ブロック６１５の透過データの獲得 と放射データの獲得は同時に起こるものと理解されたい。 十分な透過カウントおよび放射カウントが得られる所与の撮像時間の後、ブロ ック６１９で、撮像システムは放射イメージ・カウントをデータセット・マトリ ックスとしてメモリ装置に記憶し、現在の回転角度によるこの情報を参照する。 ブロック６１９では、この撮像システムは透過イメージ・カウントをデータセッ ト・マトリックスとしてメモリ・デバイスに記憶し、この回転角度ではこの情報 を基準とする。ブロック６２１では、撮像システムは撮像セッションが完了した か否かを決定する。まだ完了していない場合には、ブロック６２２で、新しい回 転角度を決定し、検出器１０および１２を新しい回転角度まで適切に回転させる 。処理は次にブロック６１５に戻り、透過スキャンと放射スキャンのイメージ・ データセット・マトリックスを完成させ、この新しい角度について記憶させるこ とができる。 ブロック６２１で、最後の回転角度についてのスキャニングが完了していれば 、処理をブロック６２３まで進め、ブロック６２３で各検出器および各回転角度 について透過データセット・マトリックスを空間的に補正し、ロービング・ズー ム 領域に決められる仮想回転中心を調節する。従って、各角度（シータ）について 、透過データセット・マトリックスを、その角度シータ（例えば、ｄｉ（シータ ）、ｄｋ（シータ））についてのロービング・ズーム領域の移動量に従って空間 的にオフセットする。この作用を、上記のように、所与の角度について第４Ｃ図 および４Ｄに示す。ブロック６２１の再配置が完了した後、透過データ・マトリ ックスをメモリに記憶する。 ブロック６２５では、透過データセットのピクセル・サイズを放射データセッ トの倍率に基づいて調整する。ステップ６２５は、各回転角度について、各検出 器について、各透過データセット・マトリックスについて実施する。その結果を メモリに記憶する。 ブロック６２７では、撮像システムが透過情報の再構成を実施する。この再構 成は、不均一な減衰マップを作成する目的または本発明によるマルチモダリティ ・データの重ね合わせなどのその他の目的で実施できる。異なる回転角度で得ら れたイメージ情報を再構成する方法および手順はよく知られている。多くの異な る、周知の再構成手順のいずれも、本発明の範囲で使用できる。 ブロック６２９では、撮像システムはロービング・ズーム領域を介して収集し た放射データの再構成を実施する。再構成の間、周知の手順により透過再構成マ ップを使用して、身体の不均一な減衰を補正する。透過再構成はロービング・ズ ーム移動（例えば、ステップ６２３）およびピクセル・サイズ（例えば、ステッ プ６２５）について補正したため、透過再構成を不均一減衰マップとして直接放 射再構成に使用することができる。放射再構成および減衰の補正は多様な方法で 実施できる。本発明の１つの実施形態では、「スライス毎の（ｓｌｉｃｅ−ｂｙ −ｓｌｉｃｅ）」ベースで実施する。 上記プロセス６１０終了後、放射再構成イメージのスライスを、ＣＲＴ上に表 示するか、プリンタまたはその他の同等の装置を使用してハードコピーとして得 ることができる。コンピュータ・ユーザからの入力に応じて、選択したスライス を表示および／または印刷できる。 IV．放射イメージとその他のモダリティのイメージとの重ね合わせ 上記のように、所与の撮像モダリティ（ＳＰＥＣＴ、ＰＥＴ、ＭＲＩ）ｘ線Ｃ Ｔ等）は特別な種類の診断情報を得るには有用であるが、その他の種類の診断情 報を得るには有用ではないことがある。ＳＰＥＣＴは器官のイメージを得るため によく使用され、その器官に関する構造（解剖）情報と機能情報の両者を示す。 しかし、ＳＰＥＣＴでは注目する器官周囲の解剖構造に関する情報はほとんどま たはまったく得られない。対照的に、ｘ線ＣＴおよびＭＲＩは一般に、肺および 骨格構造などの解剖構造のイメージを比較的鮮明に提供する。従って、核医学放 射（ＳＰＥＣＴ）イメージを別のモダリティによるイメージと重ね合わせること が望ましい。例えば、医師が心臓の放射イメージを肺のｘ線ＣＴまたはＭＲＩイ メージと重ね合わせて見たいと思うことがある。 上記の技法を使用して得た核医学透過イメージは、肺などの放射イメージが示 すことのないある種の解剖構造を示す傾向を有することも特記すべきである。し かし、核医学透過イメージでは解像度が高くないことが多い。従って、このよう な解剖構造は透過イメージで同定することができるが、この構造は一般に診断に 有用なだけ十分鮮明で詳細なものではない。核医学透過データは、放射データと 同じ検出器を使用して放射データと同時に獲得され、上記のように処理されると 、本質的に放射データと重ね合わされることも特記すべきである。従って、本発 明によると、核医学放射イメージと重ね合わされる核医学透過イメージを使用し て、核医学放射イメージをその他のモダリティ（例えば、ＭＲＩ、ｘ線ＣＴ等） からのイメージと重ね合わせる。 ここで、第７Ａ図から第７Ｄ図を参照する。これらの図は患者の胸部から得た 横断「スライス」のイメージを示している。すなわち、第７Ａ図から７Ｄに示し たイメージは患者の体の長軸に垂直な面にある。第７Ａ図は核医学透過イメージ を示す。透過イメージは、肺７０４および患者の体の外周７０１を示している。 第７Ｂ図は第７Ａ図と同じ体の領域の核医学放射イメージを示している。第７Ｂ 図の放射イメージは心臓７０６を詳細に示しているが、その他の解剖構造は使用 できる程度の解像度では示されない。参考のためだけに第７Ｂ図に体の外周７０ １も示したが、外周７０１は実際には放射イメージには認められない。ここでは 透過イメージと放射イメージを別々に示したが、上記のように同時にデータを獲 得し、処理した結果、第７Ｂ図の放射イメージのデータセットは第７Ａ図の透過 イメージのデータセットと重ね合わせられる。 第７Ｃ図は第７Ａ図および第７Ｂ図と同じ体の領域のｘ線ＣＴイメージを示し ている。第７Ｃ図のｘ線ＣＴイメージは患者の体の外周７０１を示している。さ らに、ｘ線ＣＴイメージは第７Ａ図の透過イメージより高い解像度で肺７０４を 示している。しかし、第７Ａ図の透過イメージおよび第７Ｃ図のｘ線ＣＴイメー ジのいずれも肺７０４を示しているため、これら２つのイメージは重ね合わせる ことができる。核医学透過イメージとｘ線ＣＴイメージを重ね合わせると、ｘ線 ＣＴイメージを第７Ｂ図の核医学放射イメージに効果的に重ね合わせることがで きる。これは、透過イメージが既に放射イメージに重ね合わされているからであ る。第７Ｄ図は、第７Ｃ図のｘ線コンピュータ断層撮影イメージと重ね合わせた 第７Ｂ図の核医学放射イメージを示している。得られた重ね合わせたイメージは 、心臓７０６と肺７０４の両方を有用な鮮明度で示しており、個々に見るイメー ジのいずれよりも診断目的の情報をより多く提供するイメージが得られる。 ＳＰＥＣＴイメージを非ＳＰＥＣＴイメージと重ね合わせる方法全体を第８図 に示す。ブロック８０２で、非ＳＰＥＣＴイメージデータをコンピュータ・シス テムに入力する。ブロック８０４で、非ＳＰＥＣＴイメージを核医学透過イメ− ジと重ね合わせる。ブロック８０６で、ＳＰＥＣＴ放射イメージ（そのデータセ ットは既に透過イメージのデータセットと重ね合わされている）を非ＳＰＥＣＴ イメージと重ね合わせた形で表示する。 ｘ線ＣＴまたはその他の非ＳＰＥＣＴイメージを透過イメージと重ね合わせる プロセス（非ＳＰＥＣＴイメージを放射イメージと重ね合わせるため）は手動ま たは自動で実施できる。手動での重ね合わせは、グラフィカル・ユーザ・インタ ーフェースを介してコンピュータ・ユーザがイメージの倍率を高くするソフトウ ェアを有するコンピュータ・システムを援用して実施できる。種々のタイプのソ フトウェアが周知であり、このような機能を実施するために広く利用できる。コ ンピュータ・システムはイメージ獲得に使用する撮像システムの一部であってよ い（が一部である必要はない）。コンピュータを使用して手動で重ね合わせを実 施できる方法の例として、体の同じ領域の透過イメージとｘ線ＣＴイメージをコ ンピュータ・システムのＣＲＴに表示することが考えられる。コンピュータ・ユ ーザはマウスまたはその他のカーソル・コントロール装置を操作して、視覚的合 図として共通の解剖構造（例えば、肺）を使用して、透過イメージとｘ線ＣＴイ メージを並べることができる。これらのイメージを並べると、ディスプレイ上で 放射イメージを透過イメージと置き換えることができる。具体的には、ディスプ レイ上の共通の参照点と並べて、放射イメージを透過イメージとして表示できる 。従って、得られたイメージがｘ線ＣＴイメージと重ね合わせた放射イメージと なるように、ｘ線ＣＴイメージを放射イメージに、または放射イメージをｘ線Ｃ Ｔイメージに重ねることができる。 また、透過イメージを非ＳＰＥＣＴイメージに自動的に重ね合わせるソフトウ ェアと共に、コンピュータ・システムを構成することができる。イメージ内の物 体を位置決めし、配列させるソフトウェアが利用でき、当業界で周知である。こ のようなソフトウェアは、例えば、縁検出アルゴリズムを使用して異なるイメー ジで物体を位置決めし、配列されることができる。 核医学透過イメージを非ＳＰＥＣＴイメージと重ね合わせるのに使用する特別 の方法は重要ではなく、このような方法がＳＰＥＣＴ（放射）イメージ・データ と非ＳＰＥＣＴイメージ・データを重ね合わせる手段として使用できることが重 要であることを理解されたい。 また、第７Ｃ図のｘ線ＣＴイメージは単に説明のためのものであることも理解 されたい。その他の非ＳＰＥＣＴモダリティ、特にＭＲＩからのイメージも上記 方法でＳＰＥＣＴイメージと重ね合わせることができる。さらに、上記の重ね合 わせ技法は横断スライス・イメージの重ね合わせへの使用に限定されるものでは ないことを特記すべきである。この技法は医療用撮像技法を使用して得たすべて の種類の像（例えば、心臓の像）に使用できる。 従って、異なるモダリティからの医学的イメージを重ね合わせる方法および装 置が記載されている。本発明を具体的な例示のための実施形態を参照して述べて きたが、請求の範囲に記載の発明のより広範な精神および範囲から逸脱すること なく、これらの実施形態に対し変形や変更を実施できることは明らかである。従 って、本明細書および図面は限定するものではなく、説明のためであるとみなす べきである。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＤＥ， ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，ＩＴ，Ｌ Ｕ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ，ＣＦ ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＭＬ，ＭＲ，ＮＥ， ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＫＥ，ＬＳ，ＭＷ，ＳＤ，Ｓ Ｚ，ＵＧ)，ＥＡ(ＡＭ，ＡＺ，ＢＹ，ＫＧ，ＫＺ，ＭＤ ，ＲＵ，ＴＪ，ＴＭ)，ＡＬ，ＡＭ，ＡＴ，ＡＴ，ＡＵ ，ＡＺ，ＢＡ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ，ＣＡ，ＣＨ， ＣＮ，ＣＵ，ＣＺ，ＣＺ，ＤＥ，ＤＥ，ＤＫ，ＤＫ，Ｅ Ｅ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＩ，ＧＢ，ＧＥ，ＨＵ，ＩＬ ，ＩＳ，ＪＰ，ＫＥ，ＫＧ，ＫＰ，ＫＲ，ＫＺ，ＬＣ， ＬＫ，ＬＲ，ＬＳ，ＬＴ，ＬＵ，ＬＶ，ＭＤ，ＭＧ，Ｍ Ｋ，ＭＮ，ＭＷ，ＭＸ，ＮＯ，ＮＺ，ＰＬ，ＰＴ，ＲＯ ，ＲＵ，ＳＤ，ＳＥ，ＳＧ，ＳＩ，ＳＫ，ＳＫ，ＴＪ， ＴＭ，ＴＲ，ＴＴ，ＵＡ，ＵＧ，ＵＺ，ＶＮ (72)発明者 ワング，キシャオハン アメリカ合衆国・94502・カリフォルニア 州・アラメダ・ラットー ロード・101

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．異なるモダリティの医学的イメージ・データを重ね合わせる方法であって、 シングルフォトン放射コンピュータ断層撮影法（ＳＰＥＣＴ）イメージ・デー タを収集するために核医学撮像システムを使用して物体の放射スキャンを実施す るステップと、 ＳＰＥＣＴイメージ・データと重ね合わせられる核医学透過イメージ・データ を収集するために核医学撮像システムを使用して物体の透過スキャンを実施する ステップと、 ＳＰＥＣＴまたは核医学透過撮像法以外のモダリティである第３のモダリティ のイメージ・データを与えるステップと、 第３のモダリティのイメージ・データがＳＰＥＣＴイメージ・データと重なり 合うように核医学透過イメージ・データを第３のモダリティのイメージ・データ と重ね合わせるステップと を含む方法。 ２．透過スキャンを実施するステップが放射スキャンを実施するステップと同時 に実施される請求項１に記載の方法。 ３．複数の位置値が核医学透過イメージ・データに対応し、かつ核医学透過イメ ージ・データとＳＰＥＣＴイメージ・データを重ね合わせるステップが、 ＳＰＥＣＴイメージ・データの要素と核医学透過イメージ・データの対応する 要素との間の空間オフセットを表す複数のオフセット値を決定するステップと、 オフセット値に基づいて核医学透過イメージ・データに関連する位置値を調整 するステップとを含む請求項２に記載の方法。 ４．コンピュータ・システム中で実施される請求項１に記載の方法。 ５．コンピュータ・システムがディスプレイ装置および入力装置を含み、かつ重 ね合わせステップが、 核医学透過イメージ・データに基づいて第１のイメージをディスプレイ装置上 に表示するステップと、 第３のモダリティのイメージ・データに基づいて第２のイメージをディスプレ イ装置上に表示するステップと、 第２のイメージを第１のイメージに対して手動で再配置する一組のユーザ入力 を入力装置から受け取るステップと、 ＳＰＥＣＴイメージ・データに基づいて一組のユーザ入力に従って配置された 第３のイメージを出力するステップとを含む請求項４に記載の方法。 ６．コンピュータ・システムがプロセッサを含み、かつＳＰＥＣＴイメージ・デ ータを第３のモダリティのイメージ・データと重ね合わせるために、一組の核医 学透過イメージ・データを第３のモダリティのイメージ・データと重ね合わせる ようにプロセッサを構成するステップをさらに含む請求項４に記載の方法。 ７．重ね合わせステップが、プロセッサを使用して、自動的にＳＰＥＣＴイメー ジ・データを第３のモダリティのイメージ・データと重ね合わせるステップを含 む請求項６に記載の方法。 ８．放射を受け取り、イメージ情報を出力する検出器、放射を物体を介してシン チレーション検出器まで透過させる放射源、およびコンピュータ・システムを有 する核医学撮像システム中で、複数のモダリティの医学的イメージ・データを重 ね合わせるコンピュータで実施する方法において、 一組のシングルフォトン放射コンピュータ断層撮影法（ＳＰＥＣＴ）イメージ ・データを収集するための物体の放射スキャンと、一組の核医学透過イメージ・ データを収集するための物体の透過スキャンとを同時に実施するようにシンチレ ーション検出器および放射源を制御するステップと、 ＳＰＥＣＴイメージ・データと核医学透過イメージ・データを重ね合わせるス テップと、 ＳＰＥＣＴまたは核医学透過撮像法以外のモダリティである第３の組のイメー ジ・データをコンピュータ・システムに入力するステップと、 第３の組のイメージ・データがＳＰＥＣＴイメージ・データと重なり合うよう に一組の核医学透過イメージ・データを第３の組のイメージ・データと重ね合わ せるステップと を含む方法。 ９．核医学透過イメージ・データが複数の位置値を含み、かつ核医学透過イメー ジ・データとＳＰＥＣＴイメージ・データを重ね合わせるステップが、 ＳＰＥＣＴイメージ・データの要素と核医学透過イメージ・データの対応する 要素との間の空間オフセットを表す複数のオフセット値を決定するステップと、 オフセット値に基づいて位置値を調整するステップとを含む請求項８に記載の 方法。 １０．コンピュータ・システムがディスプレイ装置および入力装置を含み、かつ 一組の核医学透過イメージ・データを第３の組のイメージ・データと重ね合わせ るステップが、 核医学透過イメージ・データに基づいて第１のイメージをディスプレイ装置上 に表示するステップと、 第３の組のイメージ・データに基づいて第２のイメージをディスプレイ装置上 に表示するステップと、 ディスプレイ装置上に表示された第１のイメージと第２のイメージの相対位置 の変化を指定する一組のユーザ入力を入力装置から受け取るステップと、 第３のイメージが一組のユーザ入力に従って決定された位置に表示されるよう に、ＳＰＥＣＴイメージ・データに基づいて第３のイメージをディスプレイ装置 上に表示するステップとを含む請求項８に記載の方法。 １１．コンピュータ・システムがプロセッサを含み、かつユーザ入力に応答して 自動的に一組の核医学透過イメージ・データを第３の組のイメージ・データと重 ね合わせるようにプロセッサを構成するステップをさらに含む請求項８に記載の 方法。 １２．重ね合わせステップが、プロセッサを使用して、自動的にＳＰＥＣＴイメ ージ・データを第３の組のイメージ・データと重ね合わせるステップを含む請求 項８に記載の方法。 １３．異なるモダリティの医学的イメージ・データを重ね合わせる装置であって 、 シングルフォトン放射コンピュータ断層撮影法（ＳＰＥＣＴ）イメージ・デー タを収集するために核医学撮像システムを使用して物体の放射スキャンを実施す る手段と、 ＳＰＥＣＴイメージ・データと重ね合わせられる核医学透過イメージ・データ を収集するために核医学撮像システムを使用して物体の透過スキャンを実施する 手段と、 ＳＰＥＣＴまたは核医学透過撮像法以外の第３のモダリティのイメージ・デー タを与える手段と、 第３のモダリティのイメージ・データがＳＰＥＣＴイメージ・データと重なり 合うように核医学透過イメージ・データを第３のモダリティのイメージ・データ と重ね合わせる手段と を含む装置。 １４．透過スキャンを実施する手段が放射スキャンと同時に透過スキャンを実施 する手段を含む請求項１３に記載の装置。 １５．核医学透過イメージ・データが複数の位置値に関連し、かつ核医学透過イ メージ・データとＳＰＥＣＴイメージ・データを重ね合わせる手段が、 ＳＰＥＣＴイメージ・データの要素と核医学透過イメージ・データの対応する 要素との間の空間オフセットを表す複数のオフセット値を決定する手段と、 オフセット値に基づいて関連する位置値を調整する手段とを含む請求項１４に 記載の装置。 １６．コンピュータ・システムをさらに含む請求項１３に記載の装置。 １７．コンピュータ・システムがディスプレイ装置および入力装置を含み、かつ 重ね合わせ手段が、 核医学透過イメージ・データに基づいて第１のイメージをディスプレイ装置上 に表示する手段と、 第３のモダリティのイメージ・データに基づいて第２のイメージをディスプレ イ装置上に表示する手段と、 第２のイメージを第１のイメージに対して手動で再配置する一組のユーザ入力 を入力装置から受け取る手段と、 一組のユーザ入力に従って配置された位置にＳＰＥＣＴデータに基づいて第３ のイメージを出力する手段とを含む請求項１６に記載の装置。 １８．コンピュータ・システムが自動的に一組の核医学透過イメージ・データを 第３のモダリティのイメージ・データと重ね合わせる手段を含む請求項１６に記 載の装置。 １９．放射を受け取り、イメージ情報を出力する検出器と、 放射を物体を介して検出器まで透過させる放射源と、 検出器および放射源に結合されたコンピュータ・システムとを有する核医学撮 像システムであって、 コンピュータ・システムが、 一組のシングルフォトン・エミッション・コンピュータ断層撮影法（ＳＰＥＣ Ｔ）データを収集するための物体の放射スキャンと、一組の核医学透過データを 収集するための物体の透過スキャンとを同時に実施するように検出器および放射 源を制御し、 ＳＰＥＣＴデータと核医学透過データを重ね合わせ、 ＳＰＥＣＴまたは核医学透過撮像法以外のモダリティの第３の組のイメージ・ データをコンピュータ・システムに入力し、 第３の組のイメージ・データがＳＰＥＣＴデータと重なり合うように一組の核 医学透過イメージ・データを第３の組のイメージ・データと重ね合わせるように 構成されたプロセッサを含む撮像システム。 ２０．核医学透過データが複数の位置値を含み、かつプロセッサが ＳＰＥＣＴデータの要素と核医学透過データの対応する要素との間の空間オフ セットを表す複数のオフセット値を決定し、 オフセット値に基づいて位置値を調整することによって、核医学透過データと ＳＰＥＣＴデータを重ね合わせるように構成される請求項１９に記載の撮像シス テム。 ２１．コンピュータ・システムがディスプレイ装置および入力装置をさらに含み 、かつプロセッサが、 核医学透過イメージ・データに基づいて第１のイメージをディスプレイ装置上 に表示するステップと、 第３の組のイメージ・データに基づいて第２のイメージをディスプレイ装置上 に表示するステップと、 ディスプレイ装置上に表示された第１のイメージと第２のイメージの相対位置 の変化を指定する一組のユーザ入力を入力装置から受け取るステップと、 第２のイメージと第３のイメージが重なって表示されるように、ユーザ入力お よびＳＰＥＣＴデータに基づいて、第３のイメージをディスプレイ装置上に表示 することによって、一組の核医学透過イメージ・データを第３の組のイメージ・ データと重ね合わせるように構成される請求項２０に記載の撮像システム。 ２２．プロセッサがさらに、ユーザ入力に応答して自動的に一組の核医学透過イ メージ・データを第３の組のイメージ・データと重ね合わせるように構成される 請求項２０に記載の撮像システム。