JP2005095328A - 超解像処理装置及び医用画像診断装置 - Google Patents

Abstract

【課題】本発明の目的は、医用画像診断装置により得られた画像データに対する超解像処理を実用化することにある。
【解決手段】Ｘ線コンピュータ断層撮影装置により得られた被検体に関する投影データを記憶するデータ記憶部３７と、被検体に関する３次元画像上に超解像処理範囲を指定するための入力器３９と、指定された超解像処理範囲に限局して投影データから画像データを再構成する再構成処理部３６と、再構成された画像データに対して、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置に係る点像強度分布関数を使って超解像処理を施す超解像処理部３２とを具備する。
【選択図】 図１

Description

本発明は、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置で収集されたボリュームデータ又はマルチスライスデータに対して超解像処理を施す超解像処理装置及び医用画像診断装置に関する。

Ｘ線コンピュータ断層撮影装置の進歩は目覚しく、より高精細（高解像度）且つ広範囲に撮影したいという医療現場からの強い要望に応えて、近年、マルチスライスＸ線コンピュータ断層撮影装置が開発され、これがかなり普及してきている。このマルチスライスＸ線コンピュータ断層撮影装置は、スライス方向（寝台の長手方向）に広がり幅を有するファンビームＸ線を曝射するＸ線源と、複数列（４列、８列、１６列など）の検出素子列をスライス方向に並べた構造の２次元検出器とを備え、これをマルチスキャン又はヘリカルスキャンで動作させるスキャナである。これにより、シングルスライスＸ線ＣＴ装置に比べて、被検体の広範囲にわたるボリュームデータを高精度に且つ短時間のうちに得ることができる。

このようにして得られるボリュームデータは、単に表示させて観察するだけでは無く、近年では様々な用途がある。例えば、医用の場合、血管の狭窄率や瑠の測定がある。具体的には、Ｘ線造影剤を被検体に投与してＸ線ＣＴ装置による撮影を行うことで、血管を流れる造影剤の分布状態を画像化したボリュームデータを得ることができる。このため、このボリュームデータに写り込んだ造影剤のＣＴ値の分布から血管の狭窄率や瑠の大きさを測定することが行われている。例えば、狭窄率の測定の場合、ボリュームデータから血管内壁（造影剤が占める範囲）の太さを測定し、正常と見做される部分の血管の太さと細くなっている部分の血管の太さとを比較して求められる。血管の太さの測定には、通常、ＣＴ値に対する閾値が設定される。

一方、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置に限らず、超音波診断装置や磁気共鳴イメージング装置などを含む様々な医用画像装置から得られたボリュームデータの他の処理例が特許文献１，２に示されている。特許文献１に記載のものは、表示画像に基づいて確実な血管計測を行うことを目的とし、血管の断層像上で血管壁を垂直に横切る関心領域を設定し、この領域における画素値のプロファイルに基づいて血管に関する寸法値を計測するようにしている。一方、特許文献２に記載のものは、ＭＩＰ画像を利用して投影面と平行でない方向に曲率を有する関心対象（血管、腸など）の長さを正確に計測することを目的としている。
特開平１１−３４２１３２号公報 特開２０００−３５０７２６号公報 ここで、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置に限らず全ての画像装置は、その検出器の検出素子ピッチに依存する解像限界を有している。特に、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置では、図１１に示すように、ＣＴ画像は、多数のビューに関する逆投影総和として生成されるので、解像限界に依存するぼけは、微小点の１ビューのデータプロファイルの多方向にわたる多重合成の結果として画像上に現れる。換言すると、ＣＴ画像とは、ボケを表す微小点像の強度分布関数、つまりＰＳＦ（point spread function)の集合体といえる。しかしこのボケに対する配慮は何らなされていないのが現状である。

本発明の目的は、医用画像診断装置により得られた画像データに対する超解像処理を実用化することにある。

本発明の局面に係る超解像処理装置は、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置により得られた被検体に関する投影データを記憶する手段と、前記被検体に関する３次元画像上に超解像処理範囲を指定するための手段と、前記指定された超解像処理範囲に限局して前記投影データから画像データを再構成する手段と、前記再構成された画像データに対して、前記Ｘ線コンピュータ断層撮影装置に係る点像強度分布関数を使って超解像処理を施す手段とを具備する。

本発明によれば、医用画像診断装置により得られた画像データに対する超解像処理を実用化することができる。

以下、図面を参照して本発明に係る超解像処理装置を装備した医用画像診断装置の実施形態を説明する。ここでは医用画像診断装置としてＸ線コンピュータ断層撮影装置を例に説明するが、他のモダリティ、例えば磁気共鳴イメージング装置（ＭＲＩ装置）、超音波診断装置、ＰＥＴ、ＳＰＥＣＴ、ガンマカメラ、Ｘ線診断装置に適用しても良い。

なお、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置には、Ｘ線管と放射線検出器とが１体として被検体の周囲を回転する回転／回転タイプと、リング状に多数の検出素子がアレイされ、Ｘ線管のみが被検体の周囲を回転する固定／回転タイプ等様々なタイプがあり、いずれのタイプでも本発明を適用可能である。ここでは、現在、主流を占めている回転／回転タイプとして説明する。また、１スライスの断層像データを再構成するには、被検体の周囲１周、約３６０°分の投影データが、またハーフスキャン法でも１８０°＋α（α：ファン角）分の投影データが必要とされる。いずれの再構成方式にも本発明を適用可能である。ここでは、ハーフスキャン法を例に説明する。また、入射Ｘ線を電荷に変換するメカニズムは、シンチレータ等の蛍光体でＸ線を光に変換し更にその光をフォトダイオード等の光電変換素子で電荷に変換する間接変換形と、Ｘ線による半導体内の電子正孔対の生成及びその電極への移動すなわち光導電現象を利用した直接変換形とが主流である。Ｘ線検出素子としては、それらのいずれの方式を採用してもよいが、ここでは、前者の間接変換形として説明する。また、近年では、Ｘ線管とＸ線検出器との複数のペアを回転リングに搭載したいわゆる多管球型のＸ線コンピュータ断層撮影装置の製品化が進み、その周辺技術の開発が進んでいる。本発明では、従来からの一管球型のＸ線コンピュータ断層撮影装置であっても、多管球型のＸ線コンピュータ断層撮影装置であってもいずれにも適用可能である。ここでは、一管球型として説明する。

図１に示すように、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置は、被検体に関する投影データを収集するために構成された架台１を有する。架台１は、Ｘ線管１０とＸ線検出器２３を有する。Ｘ線管１０とＸ線検出器２３は、架台駆動装置２５により回転駆動されるリング状の回転フレーム１２に搭載される。回転フレーム１２の中央部分は開口され、その開口部に、寝台２の天板２ａ上に載置された被検体Ｐが挿入される。なお、回転フレーム１２の回転中心軸をＺ軸（スライス方向軸）、Ｚ軸に直交する平面をＸＹの直交２軸で定義する。

Ｘ線管１０の陰極陽極間には高電圧発生器２１から管電圧が印加され、またＸ線管１０のフィラメントには高電圧発生器２１からフィラメント電流が供給される。管電圧の印加及びフィラメント電流の供給によりＸ線が発生される。Ｘ線検出器２３としては、１次元アレイ型検出器と２次元アレイ型検出器（マルチスライス型検出器ともいう）とのいずれを採用してもよい。Ｘ線検出素子は例えば０．５ｍｍ×０．５ｍｍの正方の受光面を有する。例えば９１６個のＸ線検出素子がチャンネル方向に配列される。この列がスライス方向に例えば４０列並設されたものが２次元アレイ型検出器である。単一の列からなるものが１次元アレイ型検出器である。

一般的にＤＡＳ(data acquisition system) と呼ばれているデータ収集装置２６は、検出器２３からチャンネルごとに出力される信号を電圧信号に変換し、増幅し、さらにディジタル信号に変換する。このデータ（生データ）は架台外部の計算機ユニット３に供給される。計算機ユニット３の前処理部３４は、データ収集装置２６から出力されるデータ（生データ）に対して感度補正等の補正処理を施して投影データを出力する。この投影データは計算機システム３のデータ記憶装置３７に送られ記憶される。

計算機システム３は、上記前処理部３４及び記憶装置３７とともに、システムコントローラ２９、スキャンコントローラ３０、再構成処理部３６、ディスプレイ３８、入力器３９、ＰＳＦ記憶部３１、超解像処理部３２、画像処理部３３から構成される。再構成処理部３６は、例えばヘリカルスキャン、コーンビームＸ線を使ったボリュームスキャン又はそれらの併用により収集された投影データに基づいて、画像データを再構成する。

ＰＳＦ記憶部３１には、当該Ｘ線コンピュータ断層撮影装置固有のＸＹＺ各方向に関する点像強度分布関数（ＰＳＦ:point spread function）のデータが予め記憶される。点像強度分布関数の「強度」とは、ここではＣＴ値である。ＰＳＦのデータは、検出器２３の検出器ピッチ（解像限界）である例えば０．５ｍｍより微小な例えばその１／１０の径（０．０５ｍｍ）を有するワイヤファントム又は３次元であれば微小球体をスキャンし、その投影データから再構成、ここでは当該ワイヤファントム又は微小球体を中心とした部分領域の拡大再構成により得られたワイヤファントム又は微小球体に関する２次元又は３次元画像（ボケ画像）のデータとして得られる。つまり、ＰＳＦは、拡大再構成された解像限界未満の大きさ（径）の微小対象に関する画像データとして得られる。

ワイヤファントムから取得したＰＳＦのデータは、予め測定されＰＳＦ記憶部３１に記憶されている。ＰＳＦのデータは全ての被検体に対して共通で使用される。被検体ごとにＰＳＦのデータを取得する必要はないので、各被検体に対してＰＳＦのデータを取得するためのスキャンは不要になり、被検体に対する被曝低減を図り、実用化を進めることができる。

超解像処理部３２は、ＰＳＦのデータを使って超解像処理対象の画像に対して超解像処理を施す。ここでは再構成処理部３６により拡大再構成された画像が超解像処理対象とされる。なお、画像処理部３３でボリュームデータから断面変換（ＭＰＲ）等により切り出された画像を拡大処理、つまり画素のマトリクスサイズを増加させてその画像を超解像処理対象とするようにしてもよい。超解像処理に際しては、その処理のために予め決められている処理シーケンスに従って、超解像処理部３２、画像処理部３３、再構成処理部３６がシステムコントローラ２９の制御のもとで連動して動作する。なお、本実施形態による超解像処理としては、順次説明するように第１〜第３の超解像処理があり、これら処理の中の所望の一の処理が入力器３９を介して操作者により任意に選択される。

図２には本実施形態による第１の超解像処理手順を示している。まず、システムコントローラ２９の制御のもとで、ステップＳ１において、被検体の３次元領域に関するボリューム再構成等により生成されたボリュームデータ又はマルチスライスデータからリファレンス像（３次元画像）が画像処理部３３により生成され、ディスプレイ３８に表示される（図３（ａ）参照）。当該表示されたリファレンス像上で、超解像処理範囲を含むＺ軸に直交するアキシャル平面が入力器３９を介して操作者により指定されると（Ｓ２）、当該指定されたアキシャル平面に関する画像がボリュームデータから画像処理部３３により生成され、表示される（Ｓ３）。次にＳ４において、当該表示されたアキシャル平面に関する画像上で、超解像対象部分を含むより狭い局所範囲（超解像処理範囲）が入力器３９を介して操作者により指定される（図３（ｂ）参照）。超解像処理範囲をできるだけ限局することで、その範囲の画像を非常に高い解像度、ここではＰＳＦのカーブをなだらかに表現できる程度の解像度で再構成（拡大再構成）することができる。また、周知のとおり、超解像処理は、全ての画素にＰＳＦを個別にデコンボリューションする処理を含んでいるので、対象画素数（マトリクスサイズ）に応じて処理工数が膨大なるが、超解像処理範囲をできるだけ限局することで、処理時間を実効的に短縮してその実用性を向上し得る。もちろん、処理装置の高速化により処理範囲の限局が不要とされ得る場合には、初期の再構成視野（再構成ＦＯＶ）の全範囲を対象として超解像処理を行うようにしてもよい。この場合、当該範囲に拡大率を掛けたマトリックス数（例えば表示マトリックスが５１２×５１２で、拡大率が８倍であるとき、４０９６×４０９６のマトリクス）で画像再構成してから超解像処理することになる。

次に、指定された超解像処理範囲を含む円形の再構成ＦＯＶ（再構成視野）の画像を再構成処理部３６で拡大再構成（ズーミング再構成）するための再構成パラメータが、システムコントローラ２９又は超解像処理部３２により決定される（Ｓ５）。基本的には、再構成パラメータは臨床上の要求、例えば対象部位の大きさ等に基づいて決定される。再構成パラメータには、上記再構成ＦＯＶの中心位置及び大きさ（直径又は半径）の他に、拡大率、再構成関数、再構成マトリックス、スライスピッチ等が含まれる。拡大率としては、ＰＳＦのカーブをなだらかに表現できるように決定される。例えば、再構成視野が５１２×５１２のマトリクスであれば、その再構成ＦＯＶに対して、３倍又はそれ以上、好ましくは８倍に設定される。

再構成パラメータが決められると、その再構成パラメータはシステムコントローラ２９の制御により再構成処理部３６に自動的に供給される（Ｓ６）。そして、システムコントローラ２９の制御により再構成処理部３６では再構成バッチ処理が起動される（Ｓ７）。それにより超解像処理範囲を含む再構成ＦＯＶ（再構成視野）に関する画像がＸ線コンピュータ断層撮影装置が有する最高の空間解像度で生成される（図３（ｃ）参照）。処理範囲に限局して拡大再構成をすることにより、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置が有する最高の空間解像度の画像に対して超解像処理を適用することができ、超解像処理の実効性を向上してその実用性を高めることができる。

システムコントローラ２９の制御により、拡大再構成された画像データは再構成処理部３６から超解像処理部３２に供給され（Ｓ８）、超解像処理に供される（Ｓ９）。まず、ＰＳＦのデータがＰＳＦ記憶部３１から超解像処理部３２に供給され、拡大再構成された画像のデータと共に超解像処理部３２の内部記憶部に記憶される。なお、記憶されているＰＳＦのデータ（拡大再構成されたワイヤファントムの画像データ）の分解能が、Ｓ７で拡大再構成された画像の分解能と相違している場合、ＰＳＦの分解能を、Ｓ７で拡大再構成された画像の分解能に揃えるために、ＰＳＦは超解像処理部３２又は画像処理部３３でリサンプリングされる。図３（ｄ）には、リサンプリングされたＰＳＦを示している。

超解像処理部３２において、必要に応じてリサンプリングされたＸＹ２方向のＰＳＦを用いて、超解像処理範囲の画像が超解像処理に施される（Ｓ９）。この超解像処理では、まず、超解像処理範囲の画像ＭにＰＳＦをデコンボリューション（＊）する。
Ｍ´＝Ｍ（＊）ＰＳＦ
このデコンボリューション処理により、超解像処理範囲の画像の解像度は向上する。本実施形態では真値に対する精度を向上するために、反復解法、典型的にはjacobi法を適用して近似解を求める。反復解法では、初期解を必要とするが、ここではデコンボリューション処理を受けた画像Ｍ´を初期解として採用する。しかし、初期解としては、デコンボリューション処理を受けた画像Ｍ´に代えて、null画像を採用しても良い。誤差をＥ、コンボリューション処理を＊、解をＯと表記する。
Ｅ＝（Ｍ−ＰＳＦ＊Ｏ）^２
誤差量Ｅを最小化するように、Ｅの勾配から修正ベクトルdE/dOを求める。ａは定数である。
Ｏ_Ｎ＋１＝Ｏ_Ｎ −ａ＊dE/dO
このように検出器２３の解像度（検出素子ピッチ）を超える超解像度を有する画像は、図３（ｅ）に示すようにディスプレイ３８に表示される（Ｓ１０）。図１０にシミュレーションの結果を示している。血管内壁に石灰部が付着した模擬血管（真値画像；図１０（ａ））を既定し、それにＰＳＦをコンボリュートすることにより、模擬的なボケた測定画像（図１０（ｂ））を生成した。その測定画像に対して超解像処理を施すことで、図１０（ｃ）に示すように、解像度が向上して血管と石灰部分を分離認識することができるようになっている事がわかる。

次に第２の超解像処理手順について図４を参照して説明する。上記第１の超解像処理では、処理範囲が、再構成面つまりＺ軸に直交するアキシャル面上で定義されたのに対して、第２の超解像処理では、処理範囲が、Ｚ軸に対して傾斜するいわゆるオブリーク面上に設定された場合の処理として提供される。システムコントローラ２９の制御のもとで、ステップＳ１１において、ボリュームデータからリファレンス像が画像処理部３３により生成され、ディスプレイ３８に表示される（図５（ａ）参照）。当該表示されたリファレンス像上で、Ｚ軸に傾斜するオブリーク面ＯＰ及びその面上の超解像処理範囲が入力器３９を介して操作者により指定されると（Ｓ１２）、画像処理部３３により、当該指定されたオブリーク面上の処理範囲に交差するように複数のアキシャル面（ＸＹ面）が微小間隔で設定される（Ｓ１３）。アキシャル面間の微小間隔は、Ｚ軸方向に関してＰＳＦのカーブをなだらかに表現できる程度に設定される。例えば、アキシャル画像のスライス厚が０．５ｍｍであれば、アキシャル面の間隔は１／４以下に設定される。

第１の超解像処理のＳ５、Ｓ６と同様に、複数のアキシャル面に関する複数の画像を再構成処理部３６で拡大再構成（ズーミング再構成）するための再構成パラメータが、システムコントローラ２９又は超解像処理部３２により決定され、その再構成パラメータがシステムコントローラ２９の制御により再構成処理部３６に供給され、そして、システムコントローラ２９の制御により再構成処理部３６では再構成バッチ処理が起動される（Ｓ１４）。それにより複数のアキシャル面に関する複数の画像（アキシャル像セット）が生成される。複数の画像のデータは、システムコントローラ２９の制御により再構成処理部３６から画像処理部３３に供給され、図５（ｂ）に示すように、複数の画像から上記オブリーク面上の処理対象の画像が断面変換処理（ＭＰＲ）により生成される（Ｓ１５）。

次に、図５（ｃ）に例示する３次元のＰＳＦのデータがＰＳＦ記憶部３１から超解像処理部３２に供給され、オブリーク面の画像のデータと共に超解像処理部３２の内部記憶部に記憶される。超解像処理部３２では、図５（ｄ）に示すように、記憶されている３次元のＰＳＦのデータ（拡大再構成された微小球体の画像データ）からオブリーク面ＯＰ上の２次元ＰＳＦを生成する（Ｓ１６）。生成したオブリーク面のＰＳＦを用いて、オブリーク面の画像に対して、第１超解像処理のＳ９と同様に、超解像処理を施し（Ｓ１７）、表示する（Ｓ１８）。

次に第３の超解像処理手順について図６を参照して説明する。上記第１、第２の超解像処理では、処理範囲が、アキシャル面又はオブリーク面上の２次元で定義され、２次元画像に対して超解像処理が施されたのに対して、第３の超解像処理では、処理範囲が、３次元で定義され、３次元画像に対して超解像処理が施される。システムコントローラ２９の制御のもとで、ステップＳ２１において、ボリュームデータからリファレンス像が画像処理部３３により生成され、ディスプレイ３８に表示される（図７（ａ）参照）。当該表示されたリファレンス像上で、３次元の処理範囲３Ｄ−ＲＯＩが入力器３９を介して操作者により指定されると（Ｓ２２）、画像処理部３３により、当該指定された３次元の処理範囲３Ｄ−ＲＯＩに含まれる複数のアキシャル面（ＸＹ面）が微小間隔で設定される。アキシャル面間の微小間隔は、Ｚ軸方向に関してＰＳＦのカーブをなだらかに表現できる程度に設定される。設定された複数のアキシャル面に関する複数の画像を再構成処理部３６で拡大再構成（ズーミング再構成）するための再構成パラメータが、システムコントローラ２９又は超解像処理部３２により決定され、その再構成パラメータがシステムコントローラ２９の制御により再構成処理部３６に供給され、そして、システムコントローラ２９の制御により再構成処理部３６では再構成バッチ処理が起動される（Ｓ２３）。それにより複数のアキシャル面に関する複数の画像（アキシャル像セット）が生成される。複数の画像のデータは、システムコントローラ２９の制御により、ＰＳＦ記憶部３１の３次元ＰＳＦ（図７（ｂ））のデータとともに、超解像処理部３２に供給される。超解像処理部３２では、３次元のＰＳＦのデータ（拡大再構成された微小球体の画像データ）を用いて、複数のアキシャル面に関する複数の画像に対して、超解像処理を施し（Ｓ２４）、表示する（Ｓ２５）。

なお、オブリーク面の超解像処理では、上述では、複数のアキシャル面の拡大再構成、拡大再構成した複数のアキシャル画像から断面変換処理によりオブリーク面のオブリーク画像の生成、そしてそのオブリーク画像に対して超解像処理を施しているが、他の処理順序であっても良い。例えば、複数のアキシャル面の拡大再構成、拡大再構成した複数のアキシャル画像に対してそれぞれ超解像処理を施し、超解像処理を施した複数のアキシャル画像からオブリーク面のオブリーク画像を断面変換処理により生成するようにしてもよい。

次に上記超解像処理部３２における超解像処理の応用例について説明する。ここでは、超解像処理の反復解の収束性および画像精度を改善する工夫について提供する。まず、周知のとおり、例えば冠動脈ＣＴ検査の場合、各部分のＣＴ値例は次の通りである。
血管：60HU
血液（造影剤）：200〜300HU
脂肪：-80〜-50HU
ステント：500HU以上
特にステントはＣＴ値が高いためボケの影響が大きく、かつその大きさから収束に反復回数が掛かる。一方、他の組織はＣＴ値が低く画像ノイズの影響を受け易い為、ステント同様に反復を多数回繰り返すと、収束せず、発散しやすい傾向がある。そこでステントのようなハイコントラスト部分とローコントラスト部分とを異なる収束条件下もしくは画像を切り分けて反復することが有効である。図８に示すように測定画像（Ａ）にステント等高いＣＴ値の物体と血管、脂肪、心筋等の低いＣＴ値の物体が混在する場合に、先ず画像からステント像及びその周辺を抽出する。つまり、測定画像に対してしきい値処理により、ローコントラスト部分を除去し、ステント等のハイコントラスト部分を、その周辺部分と共に抽出する。例えば、しきい値処理により抽出されたハイコントラストの各画素からＰＳＦ関数の半径の距離内の部分が周辺部分として抽出される。抽出されなかった画素には、例えば測定画像内の最小画素値又はしきい値処理で使用したしきい値が、その画素値として与えられる。ハイコントラスト部分とその周辺部分とが抽出された画像に対して一定の拘束条件下、例えば最小画素値又はしきい値以下の値の存在を許さないという拘束条件のもとで、ＰＳＦを使ってデコンボリューション処理を施し、次にそれを初期解として反復法を例えば１４７回適用する。これにより、ハイコントラスト部分（ここではステント）単独の超解像画像（Ｂ）が生成される。

次に、ハイコントラスト部分単独の超解像画像（Ｂ）に対してＰＳＦをコンボリューションすることにより、ハイコントラスト部分単独のボケ画像（Ｃ）を生成する。このハイコントラスト部分単独のボケ画像（Ｃ）を測定画像（Ａ）から引き算することで、ハイコントラスト部分以外のローコントラスト部分単独の画像（Ｄ）を生成し、ローコントラスト部分単独の画像（Ｄ）をハイコントラスト部分単独の超解像画像（Ｂ）と合成して表示する。これによりローコントラスト部分の影響を受けることなくハイコントラスト部分の超解像画像を高精度で取得することができ、それと同時にローコントラスト部分の像をハイコントラスト部分から分離することができる。

なお、図９に示すように、ハイコントラスト部分単独のボケ画像（Ｃ）を測定画像（Ａ）から引き算することで生成したローコントラスト部分のボケ画像（Ｄ）に対して超解像処理を施して、ローコントラスト部分の超解像画像（Ｅ）を生成し、そのローコントラスト部分の超解像画像（Ｅ）をハイコントラスト部分の超解像画像（Ｂ）と合成して表示するようにしても良い。

以上のようにハイコントラスト部分とローコントラスト部分とを分離して別々に超解像処理を施すことで、超解像処理の反復解の収束性および画像精度を改善することができる。

また、上記と同様に、超解像処理対象画像の空間周波数が要求解像度以上に高周波になると反復解法において収束性が悪くなる。そこで発散しない様、回復帯域を制限することが必要である。そのために初期解に必要以上の高周波成分が含まれないよう、帯域制限（周波数空間でローパス）する。

Ｏ_１＝ Ｍ（＊）ＰＳＦ＊Ｆ F：帯域制限フィルター
また、反復解法において必要以上の高周波成分が含まれないよう、各修正ベクトルに帯域制限を掛ける。

Ｏ_Ｎ＋１＝Ｏ_Ｎ −ａ＊dE/dx ＊ Ｆ
A)の2段階反復解法において、先ずステント用に緩い帯域制限で高い周波数成分を残して解像度の高いステント像を得る。つぎに高解像ステント像を初期解として２回目の反復解法を強い帯域制限で血管等の像を回復する。

先ず
O’＝ M （＊）PSF ＊ F_１ F₁: 高周波成分を比較的良く通すフィルター
O_N+1＝ O_N - a * dE/dx ＊ F_１
収束したら帯域制限フィルターを替え、O_N+1を初期解として再び反復処理を掛ける。

O_N+1,2＝ O_N,2 - a * dE/dx ＊ F₂ F₂： 高周波成分をあまり通さないフィルター
これにより２回目の反復において修正ベクトルに高周波成分が含まれず、初回の反復の最終解O_N+1の高周波成分を保存するため、ステント像が保存される。一方、２回目の反復解O_N+1,2にはステント像以外の高周波成分が載らず、収束性が保たれる。

また、反復解法を多数繰り返すと画像ノイズの影響が増えて解が発散しやすくなるので、画像の画素値に応じて拘束条件を与えて、収束条件を改善することも重要である。

一定範囲を超える画素値をある一定値に変換する。測定画像の各画素のＣＴ値を基準に、修正量に制限を掛ける。測定画像の各画素ＣＴ値から一定の変動許容範囲を決め、各反復解値をクリッピングする。許容範囲は測定画像の各画素ごとに異なっても良い。

反復解値 ： O_N+1 ＝ CLIP（ O_N - a * dE/dx ）
CLIP（ ）：クリッピング関数
例：測定画像Oのある画素が50HUなら、各反復解の画素が０HU以下の値は０HU、１００HU以上の値は１００HUにクリッピングする。

ステントの様な微小サイズ・高CT値の物体は回復による画素値の変動が激しく許容範囲の設定は難しいので、血管・血液像の様に低CT値の物体の場合は画素だけクリッピングしても良い。

または、測定画像の各画素CT値から各反復ごとの一定の変動許容範囲を決め、修正値をクリッピングする。許容範囲は測定画像の各画素ごとに異なっても良い。
修正値 ： O_N+1 ＝ O_N - CLIP（ a * dE/dx ）
例：測定画像Oのある画素が50HUなら、反復1回あたりの許容修正量を５HUとする。

もしくは測定画像上の画素で傾斜ベクトルを求め、傾斜の大きな個所で修正許容量を大きく、
傾斜の小さな所で修正許容量を小さくする。

これら各種拘束条件、Jacobi法以外の反復アルゴリズムを組み合わせても良い。

なお、本発明は上記実施形態そのままに限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化できる。また、上記実施形態に開示されている複数の構成要素の適宜な組み合わせにより、種々の発明を形成できる。例えば、実施形態に示される全構成要素から幾つかの構成要素を削除してもよい。さらに、異なる実施形態にわたる構成要素を適宜組み合わせてもよい。

本発明の実施形態に係る超解像処理装置を装備したＸ線コンピュータ断層撮影装置の概略構成を示す図。 本実施形態による第１の超解像処理手順を示す流れ図。 図２の第１の超解像処理手順の補足図。 本実施形態による第２の超解像処理手順を示す流れ図。 図４の第２の超解像処理手順の補足図。 本実施形態による第３の超解像処理手順を示す流れ図。 図６の第３の超解像処理手順の補足図。 本実施形態による超解像処理の応用例を示す図。 本実施形態による超解像処理の他の応用例を示す図。 本実施形態による超解像処理を受けた画像例を示す図。 ＣＴ画像のボケの発生原理を示す図。

符号の説明

１…架台、２…寝台、３…計算機ユニット、１０…Ｘ線管、１２…回転フレーム、２１…高電圧発生器、２３…Ｘ線検出器、２５…架台駆動装置、２６…データ収集装置、２９…システムコントローラ、３０…スキャンコントローラ、３１…ＰＳＦ記憶部、３２…超解像処理部、３４…前処理部、３６…再構成処理部、３７…投影データ記憶部、３８…ディスプレイ、３９…入力器。

Claims (6)

1. Ｘ線コンピュータ断層撮影装置により得られた被検体に関する投影データを記憶する手段と、
   前記被検体に関する３次元画像上に超解像処理範囲を指定するための手段と、
   前記指定された超解像処理範囲に限局して前記投影データから画像データを再構成する手段と、
   前記再構成された画像データに対して、前記Ｘ線コンピュータ断層撮影装置に係る点像強度分布関数を使って超解像処理を施す手段とを具備することを特徴とする超解像処理装置。
2. 前記超解像処理を施す手段は、前記画像データに対して、前記記憶された点像強度分布関数をデコンボリューションする処理を含むことを特徴とする請求項１記載の超解像処理装置。
3. 前記超解像処理を施す手段は、前記デコンボリューションされた画像データを初期解として、前記画像データとの間の誤差を最小化する反復処理を含むことを特徴とする請求項２記載の超解像処理装置。
4. 前記超解像処理範囲に基づいて再構成条件を決定する手段を更に備えることを特徴とする請求項１記載の超解像処理装置。
5. 前記投影データの撮影視野の径に対して再構成視野の径は１／３以下に設定されることを特徴とする請求項４記載の超解像処理装置。
6. 被検体から医用画像データを取得する画像取得手段と、
   前記被検体に関する３次元画像上に超解像処理範囲を指定するための手段と、
   前記指定された超解像処理範囲に限局して前記医用画像データに対して、前記画像取得手段に係る点像強度分布関数を使って超解像処理を施す手段とを具備することを特徴とする医用画像診断装置。

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