CN100482166C - 超析像处理装置与医用图像诊断装置 - Google Patents

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Abstract

超析像处理装置，它包括：存储使用幻像取得的、有关X射线计算机断层摄影装置的点像强度分布函数的数据的存储部；应用上述存储的点像强度分布函数对由从上述X射线计算机断层摄影装置发生的有关被检体的图像数据进行超析像处理的超析像处理部。

Description

超析像处理装置与医用图像诊断装置
对相关申请的相互参照引用
本申请基于2003年9月24日提交的在先日本专利申请No.2003-332192以及No.2003-332193并要求优先权，此处引用这两项申请的全部内容作为参考。
技术领域
本发明涉及对X射线计算机断层摄影装置收集的体数据或多层数据进行超析像处理的超析像处理装置与医用图像诊断装置。
背景技术
X射线计算机断层摄影装置的进步异常地快，响应想进行更高精度(高分辨率)和更广范围摄影的医疗现场的强烈愿望，近年来正在开发多层X射线计算机断层摄影装置，而且这种装置正在普及中。这种多层X射线计算机断层摄影装置包括：用具有广的宽度的扇形束X射线照射层向(躺台的纵向)的X射线源；沿层向并列多列(4列、8列、16列等)探测元件列的结构的二维探测器，这种装置是按多重扫描或螺旋扫描操作此二维探测器的扫描器。这同单层X射线CT装置相比，能以高的精度且在短的时间之中获得被检体广范围内的体数据，
这样求得的体数据不仅用于进行显示观察，近年来还有多种多样用途，例如在医疗方面已有用于血管的狭窄率与瘤的测定、具体地说，是把X射线造影剂施加给被检体，由CT装置进行摄影，而能获得将沿血管流动的造影剂的分布状态图像化后的体数据。于是能根据写入此体数据中的造影剂的CT值的分布来测定血管的狭窄率与瘤的大小。例如在狭窄率的测定时，根据体数据测定血管内壁(造影剂占据的范围)的粗细，比较作为正常部分血管的粗细和变细部分血管的粗细，即可进行狭窄率的测定。在血管粗细的测定中，通常设定相对于CT值的阈值。
另一方面，不限于X射线计算机断层摄影装置，从包括超声波诊断装置和磁共振成像装置等各种医用图像装置获得的体数据的其他处理例子，已示明于特开平11-342132号公报中。特开平11-342132号公报中所述的内容以基于显示图像进行可靠的血管测量为目的，于血管的断层图像上设定垂直地横切血管壁的待测区域，基于此区域中像素值的分布以测量与血管有关的尺寸值。再有，特开2000-350726号公报中记述的发明则是以利用MIP(最大强度投影)图像，对于在与投影面不平行的方向具有曲率的待测对象(血管、肠等)的长度进行正确的测量为目的。
在此，不限于X射线计算机断层摄影装置，所有的图像装置都具有与其探测器的探测元件节距相关的析像限度。特别是在X射线计算机断层摄影装置中，如图11所示，CT图像由于是由作为与多个视图有关的逆投影的总和生成的，因此与析像限度有关的影像模糊作为微细点的1个视图的数据分布在多个方向上多重复合的结果而出现在图像上。接言之，所谓CT图像可以说是表示模糊的微小点像的强度分布函数，即点扩展函数(PSF)的集合体。
但是，当前的情况是没有对这种模糊作任何考虑。
发明内容
本发明的目的在于使对于医用图像的超析像处理实用化。
本发明提供一种超析像处理装置，其特征在于，它具有：存储由X射线计算机断层摄影装置获得的有关被检体的投影数据的存储部；在有关上述被检体的三维图像上指定超析像处理范围的指定部；限定于上述指定的超析像处理范围内，根据上述投影数据重构图像数据的图像重构部；使用与上述X射线计算机断层摄影装置有关的点像强度分布函数对上述重构的图像数据施行超析像处理的超析像处理部，上述超析像处理部包括：通过阈值处理提取出高反差部分和其周边部分的处理，将其被提取出的高反差部分和其周边部分进行去卷积的处理，以上述去卷积的图像数据为初始解，使与上述图像数据之间的差的误差最小化的迭代处理。
本发明提供一种医用图像诊断装置，其特征在于，它具有：从被检体取得医用图像数据的图像取得部；在有关上述被检体的三维图像上指定超析像处理范围的指定部，对于限定于上述指定的超析像处理范围内的上述医用图像数据，使用与上述图像取得部有关的点像强度分布函数来施行超析像处理的超析像处理部，上述超析像处理部包括：相对于上述图像数据对上述点像强度分布函数进行去卷积的处理，以上述去卷积的图像数据为初始解，使与上述图像数据之间的差的误差最小化的迭代处理。
本发明的第一方面的超析像处理装置色括：存储使用幻像取得的有关X射线的计算机断层摄影装置的点像强度分布函数的数据的存储部；相对于有关被检体的图像数据应用上述存储的点像强度分布函数进行超析像处理的装置。
本发明的第二方面的超析像处理装置包括：存储通过X射线计算机断层摄影装置获得的与被检体有关的投影数据的存储装置；于有关上述被检体的三维图像上指定超析像处理范围的装置；限定上述指定的超析像处理范围，根据上述摄影数据重构图像数据的装置；相对于上述重构的图像数据，应用上述X射线计算机断层摄影装置的点像强度分布函数进行超析像处理的装置。
本发明的其他目的与优点将列述于后面的说明中并将从此说明中获得理解或可通过实施本发明获得理解。本发明的目的与优点可借助后面具体指出的装置及其组合形式来实现与获得。
附图说明
包括于此说明书中并构成其一部分的附图阐明了本发明当前的最佳实施形式，它与前面所给的概述和后面将给出的最佳实施形式的详细描述一起用来解释本发明的原理。
图1概示装配有本发明实施形式的超析像处理装置的X射线计算机断层摄影装置的结构。
图2示明本实施形式的第一超析像处理程序的流程图。
图3A～3E是图2的第一超析像处理程序的补充图。
图4是示明本实施形式的第二超析像处理程序的流程图。
图5A～5D是图4的第二超析像处理程序的补充图。
图6示明本实施形式的第三超析像处理程序的流程图
图7A与7B是图6的第三超析像处理流程的补充图。
图8示明本实施形式的超析像处理的应用例。
图9示明本实施形式的超析像处理的另一应用例。
图10A～10C示明接受本实施形式的超析像处理的图像例。
图11示明CT图像模糊发生的原理，
具体实施方式
下面参看附图说明装配有本发明的超析像处理装置的医用图像诊断装置的实施形式。在此作为医用图像诊断装置是以X射线计算机断层摄影装置为例进行说明，但也可适用于其他形式，例如磁共振成像装置(MRI装置)、超声诊断装置、PET、SPECT、伽玛照相机以及X射线诊断装置等。
此外，在X射线计算机断层摄影装置中，有以X射线管与放射线探测器整体化沿被检体周围旋转的旋转/旋转型、以许多探测元件取环形阵列排列而只让X射线管沿被检体周围旋转的固定/旋转型等种种类型，不论哪种类型都可采用本发明。下面说明现在占主流的旋转/旋转型。为了再构成一层断层像数据，需要被检体周围一周约360°部分的投影数据，或即使是在半扫描法中也需180°+α(α：扇形角)部分的投影数据。但不论是哪种再构成方式都能应用本发明。现在以半扫描法为例进行说明。再有，将入射的X射线变换为电荷的机理则是以闪烁器等荧光体将X射线变换为光后再将此光以光电二极管等光电变换元件变换为电荷的间接变换型，以及利用X射线于半导体内生成电子—空穴对以及其向电极移动即光导电现象的直接变换形为主流。作为X射线探测元件虽可采用以上任一种方式，但在这里则是作为前一种间接变换型进行说明。此外，近年来将许多成对的X射线管与X射线探测器装载于旋转环上的所谓多管球型的X射线计算机断层摄影装置已进入产品化，它的外围技术也正在进行开发。本发明则对于过去的单管球形X射线计算机断层摄影装置或是对于多管球型的X射线计算机断层摄装置都能适用。在此作为单管球型进行说明。
如图1所示，X射线计算机断层摄影装置具有构成为用于接收有关被检体的投影数据的架台1、架台1具有X射线管10与X射线探测器23。X射线管10与X射线探测器23装载于由架台驱动装置25旋转驱动的环形旋转架12上。旋转架12的中央部分开口，而载置于躺台2的顶板2a之上的被检体P则放入此开口部内。规定旋转架12的旋转中心轴为Z轴(层方向轴)，而由X、Y两正交轴定义与Z轴正交的平面。
在X射线管10的阴极与阳极之间由高压发生器21施加管电压，此外还由高压发生器21给X射线管10的灯丝供给灯丝电流，通过施加管电压与供给灯丝电流发生X射线。作为X射线探测器23可以采用一维阵列型探测器与二维阵列型探测器(也称作多层型探测器)中的任一种。X射线探测元件例如具有0.5mm×0.5mm的方形受光面。例如沿通道方向排列有916个X射线探测元件。将这种列沿层方向例如并排设置40列的是二维阵列型探测器。由单一的一列组成的是一维阵列型探测器。
一般称之为DAS(数据采集系统)的数据收集装置26将从探测器23向各通道输出的信号变换为电压信号并且放大，再变换为数字信号。这种数据(原始数据)提供给架台外部的计算机系统3。计算机系统3的前处理部34相对于数据收集装置26输出的数据(原始数据)进行灵敏度校正等校正处理并输出投影数据。此投影数据发送给计算机系统3的数据存储装置37中存储。
计算机系统3由上述处理部34与存储装置37以及系统控制器29、扫描控制器30、重构处理部36、显示器38、输入器39、PSF存储部31、超析像处理部32与图像处理部33构成。重构处理部36基于通过例如螺旋扫描、使用锥形束X射线的体积扫描或是兼用这两种扫描收集到的投影数据，重构图像数据。
PSF存储部31中预存储有关该X射线计算机断层摄影装置固有的X、Y、Z各方向的点像强度分布函数(PSF)的数据。点像强度分布函数的“强度”在这里为CT值。PSF数据是扫描具有探测器23的探测器节距(析像限度)如0.5mm小的、例如其1/10径度(0.05mm)的线路幻像或在三维情形下的微球体，由其投影数据重构，在此是作为与由该线路幻像或微小球体为中心的部分区域的放大重构求得的与线路幻像或微球体有关的二维或三维图像(模糊图像)数据求得的。即，PSF是作为与放大重构后不足析像限度大小(径度)的微小对象有关的图像数据而求得的。
从线路幻像取得的PSF数据预先测定而存储于存储部31中。PSF数据相对于所有被检体共通使用。由于并不需对各个被检体取得PSF数据，也就不需为对各被检体取得PSF数据而进行的扫描，这就能谋求减少对被检体的照射而向实用化推进。
超析像处理部32使用PSF数据对超析像处理对象的图像施行超析像处理。这里由重构处理部36放大重构的图像成为超析像处理对象。此外，也可以用图像处理部33对从体数据通过剖面变换(MPR)等切出的图像进行放大处理，即增加像素的矩阵尺寸，而以此图像作为超析像处理对象。在进行超析像处理时，根据用于这种处理的预定处理序列，超析像处理部32、图像处理部33、重构处理部36在系统控制器29的控制下连动工作。作为本实施形式的超析像处理，如顺次说明的，有第一至第三的超析像处理，操作人员可通过输入器39任意选择这三种处理中所希望的一种。
图2示明本实施形式的第一超析像处理程序。首先，在系统控制器29的控制下，在步骤S1中，在显示器38上显示由图像处理部33从有关被检体的三维区域的由体积重构等生成的体数据或多层数据生成的参考像(三维图像)(图3A)。在该显示的参考像上，由操作者通过输入器39指定包含超析像处理范围的同Z轴正交的轴向平面(S2)，然后由图像处理部33从体数据生成与该指定的轴向平面有关的图像并进行显示(S3)。其次，在S4中，在与该显示的轴向平面有关的图像上，由操作者通过输入器39指定比包含超析像对象部分更窄的局部范围(超析像处理范围)(图3B)。通过尽可能地限定超析像处理范围，就能以非常高的析像清晰度、在此是以能将PSF的曲线平滑表现程度的析像清晰度来重构(放大重构)此超析像处理范围的图像。此外，众所周知，超析像处理包括在所有像素中对PSF逐个进行去卷积处理，因而相应于对象像素数(矩阵尺寸)，处理步骤数大大增多，但由于尽可能地限定了超析像处理范围，就能有效地缩短处理时间而改进其实用性。显然在通过处理装置的高速化而可不需限定处理范围的情形，也能够以初始的重构视野(重构FOV)的全范围作为对象进行超析像处理。在这种情形下是用该范围乘以放大率后所得到的矩阵数(例如显示矩阵为512×512，放大率为8倍时，成为4096×4096矩阵)，在图像重构之后进行超析像处理。
其次，用于由重构处理部36放大重构(变焦距重构)包含所指定的超析像处理范围的圆形重构FOV(重构视野)的重构参数，则由系统控制器29或超析像处理部32决定(S5)。从基本上说，重构参数根据临床上的要求例如对象部位的大小等决定。重构参数中，除上述重构FOV的中心位置与大小(直径或半径)之外，还包括放大率、重构函数、重构矩阵、和层间距等。作为放大率，确定为能平滑表现PSF的曲线。例如当重构视野为512×512的矩阵时，相对于它的重构FOV，将放大率设定为3倍或其以上，而最好设定为8倍。
在决定了重构参数后，此重构参数通过系控制器29的控制，自动地供给重构处理部36(S6)。然后通过系统控制器29的控制，由重构处理部36起动重构批处理(S7)。由此，与包含超析像处理范围的重构FOV(重构视野)有关的图像，由X射线计算机断层摄影装置所具有的最高空间析像清晰度生成(图3C)。通过限定处理范围进行放大重构，X射线计算机断层摄影装置具有的最高空间析像清晰度也能用来对图像进行超析像处理，可以改进超析像处理的有效性和提高其实用性。
通过系统控制器29的控制，将放大重构的图像数据从重构处理部36供给超析像处理部32(S8)用于进行超析像处理(S9)。首先，从PSF存储部31将PSF数据供给超析像处理部32，与放大重构的图像数据一起，存储于超析像处理32的内部存储部中。此外，当存储的PSF数据(放大重构的线路幻像的图像数据)的分辨率与S7中放大重构的图像的分辨率不同时，为了使PSF的分辨率与S7中放大重构的图像分辨率一致，PSF由超析像处理部32或图像处理部33再抽样。在图3D中示明再抽样的PSF。
在超析像处理部32中，根据需要，应用再抽样的X、Y两方向的PSF，对超析像处理范围的图像施行超析像处理(S9)。在此超析像处理中，首先使超析像处理范围的图像M与PSF进行去卷积(＊)。
TM＝M(＊)PSF
通过此去卷积处理，提高了超析像处理范围的图像的析像清晰度。在本实施形式中，为了提高相对于真值的精度，可以用迭代法，典型的是用Jacobi法求近似解。在迭代法中虽需要初始解，但在此是把接受了去卷积处理的图像TM用作初始解。但也可采用空图像取代接受了去卷积处理的图像TM作为初始解。记误差为E、去卷积处理为＊、解为O，则初始时有O＝TM。
E＝(M-PSF＊O)2
为使误差量E最小，根据E的梯度求校正向量dE/dO，其中a为常数。
ON+1＝ON-a＊dE/dO
这样，具有超过探测器23的析像清晰度(探测元件节距)的析像清晰度的图像，如图3E所示，显示于显示器38上(S10)。图10A～10C示明模拟结果。于血管内壁上设定附着有石灰部的模拟血管(真值图像；图10A)，通过将其与PSF进行卷积处理，生成模拟的模糊的测定图像(图10B)。对此测定图像施行超析像处理，如图10C所示，可知通过提高析像清晰度而能区分血管部分与石灰部分。
其次参看图4说明第二超析像处理程序。在上述第一超析像处理中，处理范围是在重构面即与Z轴正交的轴向面上定义的，与此相反，在第二超析像处理中，处理范围是作为设定在相对于Z轴倾斜的所谓斜面上时进行处理而提供的。在系统控制器29的控制下，在步骤11中，根据体数据由图像处理部33生成参考像并显示于显示器38上(图5A)。在该显示的参考像上，倾斜于Z轴的斜面OP以及在该面上的超析像处理范围通过输入器39由操作者指定后(S12)，图像处理部33按微小间隔设定了许多轴向面(XY面)，以便与该已指定的斜面上的处理范围交叉(S13)。轴向面间的微小间隔设定成相对于Z轴方向能平滑表现PSF的曲线的程度。例如，若是轴向图像的层厚度为0.5mm时，则轴向面间隔设定为小于等于1/4。
与第一超析像处理的S5和S6相同，用于使有关多个轴向面的多个图像由重构处理部36放大重构(变焦距重构)的重构参数，由系统控制器29或超析像处理部32决定，此重构参数通过系统控制器29的控制提供给重构处理部36，然后在系统控制器29的控制下，于重构处理部36起动重构批处理(S14)。由此能生成与多个轴向面有关的多个图像(轴向像集)。此多个图像数据通过系统控制器29的控制，从重构处理部36供给图像处理部33，如图5B所示，由剖面变换处理(MPR)从多个图像生成上述斜面上作为处理对象的图像(S15)。
然后，将图5C例示的三维PSF数据从PSF存储部31供给超析像处理部32，与斜面的图像数据一起存储于超析像处理部32的内部存储部中。在超析像处理部32中，如图5D所示，由存储的三维PSF数据(放大重构的微小球体的图像数据)生成斜面OP上的二维PSF(S16)。应用生成的斜面的PSF，相对于斜面的图像，与第一超析像处理的S9相同，施行超析像处理(S17)并进行显示(S18)。
以下参照图6说明第三超析像处理程序。在上述第一、第二超析像处理中，处理范围是于轴向面或斜面上对二维定义的二维图像施行超析像处理，与此相反，在第三超析像处理中，处理范围是对按三维定义的三维图像施行超析像处理。在系统控制器29的控制下，于步骤S21中，由图像处理部33根据体数据生成参考像并显示于显示器38上(图7A)。在该显示的参考像上，由操作者通过输入器39指定三维的处理范围3D-ROI后(S22)，通过图像处理部33，按微小间隔设定包含在该指定的三维处理范围3D-ROI中的许多轴向面(XY面)。轴向面之间的微小间隔设定成能相对于Z轴方向平滑地表现PSF的曲线的程度。用于将与设定的多个轴向面有关的多个图像由重构处理部36放大重构(变焦距重构)的重构参数，由系统控制器29或超析像处理部32决定，此重构参数通过系统控制器29的控制提供给重构处理部36，然后在系统控制器29的控制下，于重构处理部36起动重构批处理(S23)。由此生成与多个轴向面有关的多个图像(轴向像集)。此多个图像的数据通过系统控制器29的控制，与PSF存储部31的三维PSF(图7B)的数据一起提供给超析像处理部32。超析像处理部32应用三维的PSF数据(放大重构的微小球体的图像数据)，对与多个轴向面相关的许多图像施行超析像处理(S24)并进行显示(S25)。
再者，在斜面的超析像处理中，如上所述是由多个轴向面的放大重构，从放大重构的多个轴向图像通过剖面变换处理生成斜面的斜图像，然后相对于斜图像施行超析像处理，但是也可采用其他处理顺序。例如也可以通过多个轴向面的放大重构，相对于放大重构的多个轴向图像分别施行超析像处理，根据施行了超析像处理的多个轴向图像，经由剖面变换处理生成斜面的斜图像。
以下说明上述超析像处理部32中的超析像处理的应用例。在此提供超析像处理的迭代解的收敛性与改进图像精度的方法，首先，如所周知，例如在冠状动脉CT检查时，各部分的CT值的例子如下：
血管：60HU
血液(造影剂)：200～300HU
脂肪：-80～-50HU
支架：大于等于500HU
特别是支架，由于CT值高，对模糊的影响大，且其大小还会影响到收敛的迭代次数，另一方面，其他组织的CT值低，易受图像噪声的影响，因而与支架相同，存在着经反复多次迭代后不收敛而易发散的倾向。于是将支架这类高反差部分与低反差部分置于不同的收敛条件下或是将图像切分进行迭代是有效的。如图8所示，当测定图像(A)中混合存在支架等高CT值的物体与血管、脂肪、心血管等低CT值的物体时，首先从图像中提取出支架像与其周边。这就是通过对测定图像进行阀值处理，除去低反差部分，将支架等高反差部分及其周边部分一起提取出。例如从通过阈值处理提取出的高反差的各像素中将PSF函数的半径距离内的部分作为周边部分提取出。在未提取出的像素中，例如将测定图像内的最小像素值或阀值处理中所用的阀值给定为这种像素值。高反差部分及其周边部分相对于提取出的图像，在一定的约束条件下，例如在不允许存在小于等于最小像素值或阈值的值的约束条件下，可使用PSF施行去卷积处理，然后以之为初始解而可将迭代法例如用于147次的情形。由此可以生成高反差部分(在此为支架)单独的超析像图像(B)。
然后通过将高反差部分单独的超析像图像(B)与PSF进行卷积，生成高反差部分单独的模糊图像(C)。通过从测定图像(A)减去此高反差部分单独的模糊图像(C)，生成高反差部分以外的低反差部分单独的图像(D)，将低反差部分单独的图像(D)与高反差部分单独的超析像图像(B)复合显示，由此能以高精度取得不受低反差部分影响的高反差部分的超析像图像，并能同时将低反差部分的像从高反差部分分离出来。
再如图9所示，也可通过从测定图像(A)减去高反差部分单独的模糊图像(C)生成低反差部分的摸糊图像(D)，对其施行超析像处理而生成低反差部分的超析像图像(E)，再将此低反差部分的超析像图像(E)与高反差部分的超析像图像(B)复合后显示。
通过上述的将高反差部分与低反差部分分离，分别施行超析像处理，就能改进超析像处理的迭代解的收敛性以及图像精度。
此外，与上述相同，当超析像处理对象图像的空间频率在所要求的析像清晰度以上成为高频情形时，则迭代解法的收敛性变差，因此，为了不发散，要限制迭代带宽。于是进行了带宽限制(在频率空间为低通)，以便使初始解中不含超过所需的高频分量。
O1＝M(＊)PSF＊F　　　　　　　　　F：带宽限制滤波器
为使迭代解法中不含超过所需的高频分量，对各校正向量乘以带宽限制。
ON+1＝ON-a＊dE/dx＊F
在(A)的二阶迭代解法中，先以支架用的平缓带宽限制保留高频分量而求得析像清晰度高的支架像。然后以此析像清晰度高的支架像作为初始解，对第二次迭代解法作强的带宽限制而再生血管等的像。
首先，
O’＝M(＊)PSF＊F1　　　　F1：能较好地通过高频分量的滤波器
ON+1＝ON-a＊dE/dx＊F1
若是收敛，更换带宽限制滤波器，以ON+1为初始解再进行迭代处理。
ON+1，2＝ON2-a＊dE/dx＊F2　　F2不使高频分量太多通过的滤波器
由此，在第二次迭代中，校正向量中不含高频分量，由于保存了初次迭代的最终解ON+1的高频分量而保存了支架像，另一方面，在第二次的迭代解ON+1，2中不载有支架像以外的高频分量，故保持了收敛性。
此外，当多次反复进行迭代解法后，会增加图像噪声的影响而使解易于发散，故对应于图像的像素值给予约束条件以改进收敛条件也是很重要的。
把超过一定范围的像素值变换为某个定值。以测定图像的各像素的CT值为基准，对校正量加以限制。根据测定图像中各像素的CT值，决定一定的变动容许范围，对各迭代解值进行裁剪。此容许范围也可因测定图像的各像素而异。
迭代解值：ON+1＝CLIP(ON-a＊dE/dx)
CLIP(  )：裁剪函数
例：若测定图像O的某个像素为50HU，则将各迭代解的像素小于等于0HU的值裁剪为0HU，大于等于100HU的值裁剪为100HU。
由于支架之类尺寸微小且CT值高的物体因迭代致像素值变动激剧而难以设定容许范围，对于血管与血液图像之类低CT值的物体也可只对像素进行裁剪。
此外，根据测定图像的各像素CT值决定每次迭代的一定的变动容许范围，对校正值进行裁剪。容许范围也可因测定图像的各像素而异。
校正值：ON+1＝ON-CLIP(a＊dE/dx)
例：若测定图像O的某个像素为50HU，则将每次迭代的容许校正量设定为5HU。若是由测定图像上的像素去取倾斜向量，则在斜率大的地方加大校正容许量，而在斜率小的地方则减小校正容许量。
也可将各种约束条件与Jacobi法以外的迭代算法相组合。
再有，本发明并不局限于上述实施形式那样，而是能够在实施阶段不脱离其主旨范围下改变其结构要素形式来具体化。此外也能通过将上述实施形式中公开的多个结构要素进行适当的组合而形成种种发明。例如能从实施形式中所示的全部结构要素中删除几个结构要素。也可以将所有不同实施形式的结构要素加以适当组合，
内行的人将能容易发现其他优点与变更型式，因此本发明在其广义方面是不限于这里所示的具体细节和代表性的实施例的。因此，在不脱离后附各权利要求及其等效内容所确定的总的发明原理的精神或范围内，是可以作出种种改进的。

Claims (4)

1.一种超析像处理装置，其特征在于，它具有：
存储由X射线计算机断层摄影装置获得的有关被检体的投影数据的存储部；
在有关上述被检体的三维图像上指定超析像处理范围的指定部；
限定于上述指定的超析像处理范围内，根据上述投影数据重构图像数据的图像重构部；
使用与上述X射线计算机断层摄影装置有关的点像强度分布函数对上述重构的图像数据施行超析像处理的超析像处理部，
上述超析像处理部包括：通过阈值处理提取出高反差部分和其周边部分的处理，
将被提取出的上述高反差部分和其周边部分进行去卷积的处理，
以上述去卷积的图像数据为初始解，使与上述图像数据之间的差的误差最小化的迭代处理。
2.如权利要求1所述的超析像处理装置，其特征在于：
上述超析像处理部通过对在上述迭代处理中得到的高反差部分的超析像图像使用点像强度分布函数进行卷积处理，对上述高反差部分的单独的图像进行生成处理，
进行从上述投影数据中减去上述所生成的高反差部分的单独的图像的处理。
3.一种医用图像诊断装置，其特征在于，它具有：
从被检体取得医用图像数据的图像取得部；
在有关上述被检体的三维图像上指定超析像处理范围的指定部，
对于限定于上述指定的超析像处理范围内的上述医用图像数据，使用与上述图像取得部有关的点像强度分布函数来施行超析像处理的超析像处理部，
上述超析像处理部包括：相对于上述图像数据对上述点像强度分布函数进行去卷积的处理，
以上述去卷积的图像数据为初始解，使与上述图像数据之间的差的误差最小化的迭代处理。
4.如权利要求3所述的医用图像诊断装置，其特征在于：
上述超析像处理部通过对在上述迭代处理中得到的高反差部分的超析像图像使用点像强度分布函数进行卷积处理，对上述高反差部分的单独的图像进行生成处理，
进行从上述投影数据中减去上述所生成的高反差部分的单独的图像的处理。
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