JP2009148564A - コンピュータ断層撮影の撮影シリーズの投影データ処理による画質向上のための方法および計算ユニットを備えたｃｔシステム - Google Patents

Abstract

【課題】画像内における細部構造または時間分解能に被害を与えることなしにノイズを著しく低減し、画像データセット平面における処理のための計算費用を低減する。
【解決手段】コンピュータ断層撮影法による、同じ撮影範囲の少なくとも２つの時間的にずらされた投影データセットを検出する検査対象の走査を行なうステップ、投影データセットを少なくとも２つの位置周波数範囲の変換データセットに変換するステップ、位置周波数範囲の一部のための変換データセットの時間的平衡値を算定し、変換データセットの平衡化される値を算定された平衡値と置き換えることにより新たな変換データセットを形成し、しかも常に完全に等しい走査線が比較されるステップ、新たな変換データセットの逆変換により新たな投影データセットを形成するステップ、新たな投影データセットに基づいて画像データセットを再構成するステップ、画像データセットを表示するステップ。
【選択図】図１

Description

本発明は、コンピュータ断層撮影の撮影シリーズの投影データ処理による画質向上のための方法であって、ＣＴシステムにより多数の時間的に相前後する投影データセットが撮影シリーズとして取得され、場合によっては再構成され、これらの投影データセットが電子フィルタ処理および後処理によって改善される方法に関する。

コンピュータ断層撮影の撮影シリーズの画質向上のために、既に再構成された画像データセットを処理することは公知である（例えば、特許文献１参照）。これにおいては、再構成された画像データセットの画像改善のためにエッジ維持フィルタが使用される。画質改善のために、再構成された画像データセットに拡散フィルタを適用することは公知である（例えば、非特許文献１および非特許文献２参照）。更に、相関計算の利用もとで、ここでも画質改善を生じさせるために画像データをフィルタ処理することは公知である（例えば、特許文献２参照）。

しかしながら、画像処理による画像撮影の画質向上のための全てのこれらの上述の公知の方法は、関連するコントラストがノイズ近くまたはそれよりも低い場合には、それらの限界に遭遇する。特定の器官、例えば脳、肝臓または心臓のＣＴ潅流検査を観察する場合に、潅流認識のために必要である典型的なＣＴ値変化が、約２〜２０ＨＵ、すなわち空気に対する水のコントラストの０．２〜２％の範囲内にあることが明らかになった。したがって、画素ノイズが決定的な役割を演ずる。

他の問題は、上述の方法の場合にデータ素材の処理前にその都度、画像データセットの再構成が必要であることから、かなり高い計算費用が発生することにある。
独国特許出願公開第１０２００５０３８９４０号明細書 独国特許出願公開第１０２００５０１２６５４号明細書 Ｐ．Ｐｅｒｏｎ ａｎｓ Ｊ．Ｍａｌｉｋ，"Ｓｃａｌｅ ｓｐａｃｅ ａｎｄ ｅｄｇｅ ｄｅｔｅｃｔｉｏｎ ｕｓｉｎｇ ａｎｉｓｔｒｏｐｉｃ ｄｉｆｆｕｓｉｏｎ"，ＩＥＥＥ Ｔｒａｎｓａｃｔｉｏｎｓ ｏｎ Ｐａｔｔｅｒｎ Ａｎａｌａｙｓｉｓ ａｎｄ Ｍａｃｈｉｎｅ Ｉｎｔｅｌｌｉｇｅｎｃｅ，Ｖｏｌ．１２，ｐｐ．６２９−６３９，１９９０ Ｊ．Ｗｅｉｃｈｅｒｔ，"Ａｎｉｓｏｔｒｏｐｉｃ Ｄｉｆｆｕｓｉｏｎ ｏｎ Ｆｉｌｔｅｒｉｎｇ ｉｎ Ｉｍａｇｅ Ｐｒｅｃｅｓｓｉｎｇ"，Ｔｅｕｂｎｅｒ−ｖｅｒｌａｇ， Ｓｔｕｔｔｇａｒｔ，Ｇｅｒｍａｎｙ，１９９８

本発明の課題は、一方では画像内の細部構造または時間分解能が被害を受けることなしにノイズを著しく低減することを可能にするコンピュータ断層撮影の撮影シリーズの画質向上のための方法を提供することにある。他方では画像データセット平面における処理に対して計算費用の低減も達成しようとするものである。

この課題は、独立請求項の特徴によって解決される。本発明の有利な発展形態は従属請求項の対象である。

ＣＴ潅流検査においては、特定の器官、例えば脳または肝臓の血液量、ピークまでの時間などに関する測定値により血液潅流が求められる。機能的な情報が多くの事例においてＣＴアンギオグラフィに対して明白な付加価値をもたらす。なぜならば、動脈内の狭窄を間接的に証明するだけでなく、組織への直接的な影響が視覚化できるからである。

ＣＴ検査によって時間に関して測定される組織コントラストから対応する量を導き出すことを可能にするために、約４０秒の長いスキャンが造影剤投与のもとで行なわれる。このような長いスキャンは、もちろん相当に高い器官線量につながる。ＣＴ潅流測定またはＣＴアンギオグラフィ（ＣＴＡ）のような検査のために使用される放射線量をできる限り少なく保つ努力がなされている。頻繁に行なわれる検査がそうであることは明らかである。

これらの撮影では、連続的に取得されたデータから断層画像またはボリュームデータを有する画像データセットの時間的シリーズが算定される。ＣＴ値の測定によって組織コントラストを時間の関数として求めることができる。しかしながら、典型的なＣＴ値変化は、約２〜２０ＨＵ、すなわち空気に対する水のコントラストの０．２〜２％の範囲でしかない。これは測定される投影データにもそれから再構成される画像データにも該当する。したがって、画素ノイズも決定的な役割を演じる。

撮影時に適用される線量の低減によって画像データにおけるノイズも上昇するので、必要な精度を有するＣＴ値の決定がもはや保証されていない。例えば非常にソフトな畳み込み核を有する線形の低域通過フィルタによるノイズ低減は、同時に空間的分解能を悪化させ、したがって特定部位の空間的定義を悪化させる。この場合に、エッジを維持する画像フィルタ、拡散フィルタ、相関利用を有するフィルタ処理または類似の技術の使用は、それらの限界に遭遇する。なぜならば、関連するコントラストがノイズ近辺にあるか、またはノイズよりも小さいからである。

本発明者は、低い位置周波数においては組織のコントラスト変化が生じるのに対して、高い位置周波数におけるデータ成分は時間的に緩やかにしか変化しないことを観察した。これの例外は血管自体であり、しかし血管自体のコントラスト変化は、流入の検出のためにだけ使用され、そうでなければ評価から排除されてよい。したがって、画像データの適切な分解によってノイズと潅流影響とを分離して別々に処理し、しかる後に再びつなぎ合わせて新たな画像データを作ることができる。

並行する出願において、このような方法が提案されている。このために再構成画像が周波数帯域に分解され、各周波数帯域に関する部分画像が異なった処理またはフィルリングを施され、その際にノイズ低減のために時間的にずれた複数の画像データが考慮される。しかる後に部分画像が再び統合されて新たな合成画像が作られる。

画像データセット平面におけるこの方法の詳細な説明は、同じ優先順位を有する本出願人の並行する独国特許出願（内部整理番号２００７Ｐ１９７３７／２００７Ｐ２６０３６）に記載されている。

それにおいては組織内における潅流経過の観察のために比較的長いスキャンが行なわれ、それの投影データから再構成後には時間的シリーズの画像データセットＩ_tが存在する。これらを変換Ｇの助けによりＮ個の周波数帯域I^_t ⁽ⁿ⁾（ｎ＝１，…，Ｎ）に分解することができ、しかも変換Ｇはこれらの成分の逆変換Ｇ^-1が再び対応画像自体をもたらすように行なわれる。

変換として、模範的に種々の方法が提案されている。例えば、次のとおりである。
１）ウェーブレット変換：I^_t ⁽ⁿ⁾がｎ番目のレベルにおける係数を表す。
２）I^_t ⁽ⁿ⁾＝Ｆ⁽ⁿ⁾（Ｇ｛Ｉ_k｝）のように周波数に依存した重み関数Ｆ⁽ⁿ⁾と組み合わされたフーリエ変換：Ｆ⁽ⁿ⁾の総和が基準化され、すなわち、

である。
３）異なる周波数または周波数帯域のためのフィルタを用いたフィルタ処理。

ここで、異なる時点でのそれぞれの周波数帯域における成分から、

により、新たな画像データセットI~_tが算定される。この場合に、重みａ_N,kは各帯域について基準化され、ごく僅かの１次モーメントをもたなければならない。

定められた周波数帯域における複数の時点にわたる重み付け平均によって、逆変換された結果画像I~_tの画像データセットは、元の画像Ｉ_tの画像データセットよりも少ないノイズを有する。

しかしながら、この方法からは実際において２つの制限もしくは障害が生じる。
（１）最終的な画像における各投影の全体重みが自由に選択可能でなく、再構成アルゴリズムおよび画像の時間的ふるい分けによって決定的に予め与えられる。
（２）方法が心臓撮影シリーズにアーチファクト低減のために適用される場合に、最終的な画像の数に比べて非常に多い画像再構成が必要である。更に、全ての初期画像が２次元フィルタにより位置周波数帯域に分解され、そして再び逆変換されなければならない。これによって方法の高度な複雑性が生じ、大きな計算容量が必要とされる。

本発明者は、ここに、画像データセットの情報を異なる周波数帯域に分離し、これらの部分データセットに別々のかつ異なる処理をし、しかる後に場合によっては部分的にのみ処理された部分データセットを再結合して新たな画像データセットを作るという上述の方法を、既に再構成前に適用すること、すなわち画像データセットではなくて投影データセットに適用することを提案する。

利点は、主として、方法が生データを基礎として非常に普遍的に公式化可能であり、同時に計算上の複雑性が著しく低減されることにある。

この上述の基本思想にしたがって、本発明者は、次の方法ステップを有するコンピュータ断層撮影法による撮影シリーズの画質改善のための方法を提案する。

同じ撮影範囲の少なくとも２つの時間的にずらされた投影データセット（＝撮影シリーズ）を検出することを可能にする時間空間にわたる検査対象の走査を行なうステップ、
投影データセットを少なくとも２つの位置周波数範囲の変換データセットに変換するステップ、
位置周波数範囲の一部のための変換データセットの時間的平衡値を算定し、変換データセットの平衡化される値を算定された平衡値と置き換えることにより新たな変換データセットを形成し、しかも常に完全に等しい走査線が比較されるステップ、
新たな変換データセットの逆変換により新たな投影データセットを形成するステップ、
新たな投影データセットに基づいて画像データセットを再構成するステップ、
画像データセットを表示するステップ。

上述の完全に等しい走査線に関して指摘しておくに、空間内における同一の位置を有する走査線が肝要であって、それらの向きは考慮されない。この意味において相補走査線も完全に等しいと見なすことができる。しかしながら、位置および方向において同一である走査線のデータだけを照合することもできる。照合データセットに完全に等しいデータが存在しない場合には、これらを補間法によって公知のやり方で求めることができる。

本発明による方法の変形は、変換としてウェーブレット変換が適用されることにあり、位置周波数範囲がウェーブレット変換平面によって決定され、平衡値がウェーブレットに基づいて決定される。

他の可能性は、投影データセットの変換のためにフーリエ変換が使用されることにあり、この場合には位置周波数範囲が位置周波数に割り当てられたフーリエ係数によって決定され、そして平衡値がフーリエ係数に基づいて決定される。

同様に、投影データセットの変換のために、少なくとも位置周波数範囲ごとに、この位置周波数範囲からの位置周波数フィルタによる少なくとも１つのフィルタ処理が行なわれる。これによっても、異なる周波数範囲への投影データの分解およびそれにより生じた部分画像データセットの別々の異なった処理が可能である。この場合には平衡値が変換データセットのピクセル値に基づいて決定されるとよい。

ノイズ低減を達成するために、本発明者は、高い周波数の位置周波数を有する位置周波数範囲のための変換データセットの時間的な平衡値の算定を行なうことを提案する。

患者の周期的に運動するまたは運動させられる器官の同期式ＣＴ検査の撮影シリーズにおけるアーチファクト低減を達成しようとする場合には、低い周波数の位置周波数を有する位置周波数範囲のための変換データセットの時間的な平衡値の算定が行なわれるとよい。

この同期式ＣＴ検査の処理の場合には、撮影シリーズとして、同じ運動位相からの絶対的に時間的に相前後するＣＴ投影データセットまたは運動位相的に関連した時間的に相前後するＣＴ投影データセットが使用されるとよい。したがって、前者の場合には、同じ運動位相からの絶対的な時間測定において相前後する投影データが考慮されるのに対して、後者の場合には時間測定が運動位相の位置確認に関係するだけである。

本発明によれば、時間的な平衡値の算定のために、撮影シリーズ全体にわたる平均値または撮影シリーズにわたる滑らかな平均値が求められて使用される。一般的には重み付け加算を使用することもできる。重み付け関数は滑らかな特性、例えば台形関数、または分割特性、例えばラプラスフィルタを持つとよく、あるいは両特性の組み合わせからなっていてもよい。

上述の方法は平行投影またはファン投影に適用可能である。

プログラムメモリを有する画像処理のための計算ユニットも本発明の枠内に属し、このプログラムメモリはシステムの動作時に前述の方法の方法ステップを実行するコンピュータプログラムコードを含んでいる。

更に、プログラムメモリを有する制御・計算ユニットを備えたＸ線ＣＴシステムも本発明の枠内に含まれ、このプログラムメモリもシステムの動作時に前述の方法の方法ステップを実行するコンピュータプログラムコードを含んでいる。

以下において図を参照しながら実施例に基づいて本発明を更に詳細に説明する。ここでは本発明の理解のために必要な特徴のみが示されている。ここで使用される符号および略称は次のように定義されている。１：ＣＴシステム、２：第１のＸ線管、３：第１の検出器、４：第２のＸ線管、５：第２の検出器、６：ガントリハウジング、７：患者、８：移動可能な患者用寝台、９：システム軸、１０：計算・制御ユニット、ａ_n,k：重みベクトル、Ｆ⁽ⁱ⁾：重み関数、ｆ：周波数、Ｆ_p ⁽ⁿ⁾：位置空間におけるフィルタ、Ｇ：変換、Ｇ^-1：逆変換、Ｉ_t：時間的シリーズの画像データセット、I^_t ⁽ⁱ⁾：位置周波数範囲に基づいてフィルタ処理された画像データセット、I~_t：時間的シリーズの新たな画像データセット、Ｋ_p：畳み込み核、Ｐ（θ，ｐ）：投影データセット、Ｐｒｇ₁〜Ｐｒｇ_n：コンピュータプログラム、Ｔ₀：時間的な中心、θ：投影角、ｗ_T0 ⁽ⁿ⁾：投影角依存の重み、ｇ：補助パラメータ、＊：方向ｐにおける畳み込み。

図１は、ノイズ低減時における３つのそれぞれ左側に示された周波数帯域Ｆ_p ⁽ⁿ⁾についての重みｗ_T0 ⁽ⁿ⁾の関数を示す。図２は、部分スキャンアーチファクト低減のための同期式ＣＴ検査における３つのそれぞれ左側に示された周波数帯域Ｆ_p ⁽ⁿ⁾についての重みｗ_T0 ⁽ⁿ⁾の関数を示す。図３は、ノイズ低減のためのジグザグスパイラル走査における重みｗ_T0 ⁽ⁿ⁾の関数を示す。図４は、ノイズ抑制の場合についての３つの異なる周波数範囲Ｎ＝１〜３における投影角θに関する重み関数を示す。図５は、同期式ＣＴ検査におけるアーチファクト低減の場合について３つの異なる周波数範囲Ｎ＝１〜３における投影角θに関する重み関数を示す。図６は肺血管および肺組織における高速スキャンアーチファクトもしくは部分スキャンアーチファクトの除去例を示す。図７は本発明による方法の実施のためのＣＴシステムを示す。

以下において、本発明による方法を単一の検出器によるＣＴ走査の例に基づいて説明する。もちろん、本発明は多数のかつ多列の検出器による方法の一般化も含む。

ここで指摘しておくに、時間経過と投影角の進行との間における通常は直線性である関数関係に基づくここで使用される投影角依存性は時間経過に対して等価であると見なすことができる。

先ず、検出器列Ｐ（θ，ｐ）を有する断層撮影装置に関して、平行ジオメトリでの部位へのマルチスキャン、すなわち連続的に回転するスキャンの投影データが仮定されて簡単化されている。この場合に、ｐは走査線の位置を表し、θはＣＴ潅流スキャン時に多数の回転にわたっている投影角を表す。更に、θ₀は時点Ｔ₀に属する投影角である。

時間的中心点Ｔ₀を有する画像を算定するために、ここで、

なるサイノグラムが定義される。「＊」はｐの方向における畳み込みを意味する。Ｋ_pは使用者によって選択された畳み込み核である。Ｆ_p ⁽ⁿ⁾はＮ個の周波数帯域のための位置空間における１次元フィルタであり、総和は基準化されていて、

が当てはまり、ｐ＝ｑならばδ_p,q＝１であり、ｐ≠ｑならばδ_p,q＝０である。投影角依存の重みｗ_T0 ⁽ⁿ⁾は全ての周波数帯域ｎおよび全ての投影角θについて次の付随条件を満たさなければならない。

更に、Ｔ₀における時間的中心を固定するために、各周波数帯域ｎにおいて、

が当てはまらなければならない。ただし、Θは全ての投影角にわたって変化する。ｗ_T0 ⁽ⁿ⁾は、

であるように対称的に選ばれることが好ましいので、条件（３）は自動的に満たされる。スキャン始端もしくはスキャン終端でのＰ_T0（θ，ｐ）の算定のために投影Ｐ（θ，ｐ）が存在しない場合には、これは、例えばできるだけ最も近くにある投影または適切な自然数ｋに関する相補投影Ｐ（θ±ｋ・π，ｐ）で代替される。上述のようにして求められた投影データＰ_T0（θ，ｐ）が、ひき続いて画像I~_T0を得るために、好ましくはフィルタ処理されずに逆投影される。

この方法がＣＴ潅流測定におけるノイズ低減のために使用される場合には、周波数帯域１が低い周波数を含みかつ帯域Ｎが最高周波数を含むかぎり、ｗ_T0 ⁽¹⁾の時間幅もしくは投影角幅が狭く、ｗ_T0 ^(N)の時間幅もしくは投影角幅が広く選ばれるべきである。重みの選択のための典型例が図１に３つの周波数帯域について示されている。ここでは、それぞれ、左側に３つの周波数帯域Ｆｐ（ｉ）が周波数空間における伝達関数によってグラフ表示されていて、その右側に投影角θに対する該当する重みｗ_T0 ⁽ⁱ⁾の経過がグラフ表示されている。ノイズ低減のための要求に応じて、ここでは投影空間において、高い位置周波数のために幅の広い重み関数が使用され、低い位置周波数のために幅の狭い重み関数が使用される。

同期式ＣＴ検査におけるアーチファクト低減のためには、幅が周波数帯域に依存してまさしく逆に選ばれる。これに相当する表示が図２に示されている。

両変形は、境界におけるアーチファクトを抑制するために、重み関数が有利なやり方で縁部において「ソフトな」移行領域、例えばｃｏｓ²ウィンドウを含む。

本発明による方法は、平行投影に限定されずに、同様にファンジオメトリＰ（α，β）に適用可能である。これは、例えばファンデータから平行データへの組み替え処理の前置によって、または直接処理によって行なわれ、後者の場合には核Ｋβがファンジオメトリにおける核として選ばれなければならず、基準化を含めた重み付けが付加的にチャンネルに依存するので、すなわちβに依存するので、重みｗ_T0 ⁽ⁿ⁾（α，β）が使用されなければならない。

スパイラルスキャンにおいて、当初は平面的な生データが存在しない。この場合には、第１のステップにおいて、全ての２Ｄスパイラル再構成の場合に普通であるように、スパイラル補間の助けにより２Ｄ平面データへの補間変換が行なわれる。

３Ｄフィルタ処理される逆投影アルゴリズムにおいては、ｎ個の帯域の成分、
Ｐ_T0 ⁽ⁿ⁾（θ，ｐ）＝ｗ_T0 ⁽ⁿ⁾（θ）・Ｆ_p ⁽ⁿ⁾＊Ｋ_p＊Ｐ（θ，ｐ） （５）
が別々に逆投影される。ノイズ低減もしくはアーチファクト低減の所望の作用を得るためには、各ボクセルは関数ｗ_T0 ⁽ⁿ⁾の最大ウィンドウ幅の角度セグメントからの走査線が見えることが保証されていなければならず、このことが最大可能なテーブル送りを制限する。

画像データ平面において行われる方法に関するノイズ低減のために公式化された上記の数式は、Ｇのために数学的にフーリエ変換および等方性のフィルタを使用する場合に、本発明にしたがって提案される方法の特殊事例であり、しかしながら後者においてはどうせ正規のＣＴ畳み込み核によりフィルタ処理されなければならない画像再構成の代わりに帯域への分解のためのフィルタ処理が行なわれる。畳み込みは一般に等価的に周波数空間において掛算として行なわれるために、関数Ｆ_p ⁽ⁿ⁾の周波数表示との更に別の掛算および式（１）による重み付け加算からの付加的な費用しか存在しない。

本発明による方法は、ダイナミックＣＴＡまたはＣＴ潅流のためのジグザグスパイラルと関連させて使用することもできる。ここでは、ジグザグスキャン時にボクセルが連続的ではなく時間的すき間をもって走査されることに注意すべきである。これは帯域の重み付け関数において考慮すべきである。図３は、模範的にこのようなジグザグスパイラル走査時における投影角θにわたる重み付け係数ｗ_T0 ⁽ⁿ⁾の経過を示し、条件（２）および（３）が更に満たされなければならない。

図４はノイズ抑制の場合について３つの異なる周波数範囲Ｎ＝１〜３における投影角θにわたる３つの重み関数の経過の有利な例を示す。すぐ前の実施例に対応して、重み関数は、最も低い周波数帯域Ｎ＝１において非常に幅が狭く、中間の周波数帯域Ｎ＝２においてはいくらか幅が広く、最も高い周波数帯域においては最も幅が広い。

同期式のＣＴスキャンの場合についての他の例が図５に示されている。ここでは重み関数の経過が逆に示されている。より低い周波数帯域のために重み関数のより幅の広い経過が割り当てられ、より高い周波数帯域のために重み関数のより幅の狭い経過が割り当てられる。更に、ここでは移行部が、図４とは違って、階段状ではなく、幾らか平滑されているので、可能な移行部アーチファクトが回避される。

既述の従来技術において使用される数式の既に再構成された画像データを基礎とする上述の類似の方法と違って、本発明による方法は、Ｎ＝３についての次の表１に示されているように、明白に少ない計算費用を必要とする。

特に同期式心臓ＣＴにおける適用のためには、本発明による方法により改善された機能が構築され、計算が著しく加速される。

図６は、肺血管および肺組織における高速スキャンアーチファクトまたは部分スキャンアーチファクトの除去例を示す。図６において左上に本発明による方法の適用なしの元の画像が示され、その右隣に本発明にしたがって処理された逆投影データからの同じ画像が示されている。左下に元の画像とフィルタ処理されたデータからなる画像との間の差画像が示されている。右下に３つの周波数帯域についての使用される重み関数が示されている。

ここで指摘しておくに、本発明による方法は、同じ検査対象の時間シリーズが走査される全てのＣＴスキャンにおいて適用可能である。特に、方法は異なるＸ線エネルギーによるスキャンにも適用可能であり、この場合に単純なＣＴスキャンにおけるノイズ抑制にも同期式のデュアルスキャンまたは多エネルギースキャンにも適用可能である。

模範的に図７に本発明による方法の実施に適したＣＴシステム１が示されている。このＣＴシステムは、詳しくは図示されていないガントリ上に配置された第１のＸ線管２および対向する第１の検出器３からなる放射器／検出器システムを有するガントリハウジング６からなる。随意的に、例えばここに示された第２のＸ線管４および対向する第２の検出器５を有するここに示された第２の放射器／検出器システムのような他の放射器／検出器システムが設けられている。このような多重の放射器／検出器システムは、一方で同じＸ線スペクトルの使用時には時間分解能の改善のために利用可能であり、異なるＸ線スペクトルの使用時には組織区別の分解能改善のためにも利用可能である。

患者７は移動可能な患者用寝台８上にあるので、患者はＣＴ検査中にシステム軸９に沿ってＣＴシステム１の測定視野を通って連続的または逐次的に移動可能である。同様に、検査中に前進および後進を行うこともできるので、ジグザグスパイラルの操縦が可能である。本発明による方法は模範的に制御・計算ユニット１０上で行なわれ、概略的に示されたメモリ１１内には、動作時にとりわけシステムの制御およびひき続く再構成のほかに、この出願において説明した方法を実行するコンピュータプログラムＰｒｇ₁〜Ｐｒｇ_nが記憶されている。

以上に述べた本発明の特徴は、本発明の枠を逸脱することなく、その都度述べた組み合わせのみならず、他の組み合わせまたは単独の状態にて使用可能であることは自明である。

ノイズ低減時における３つのそれぞれ左側に示された周波数帯域Ｆ_p ⁽ⁿ⁾についての重みｗ_T0 ⁽ⁿ⁾の関数を示すダイアグラム 部分スキャンアーチファクト低減のための同期式ＣＴ検査における３つのそれぞれ左側に示された周波数帯域Ｆ_p ⁽ⁿ⁾についての重みｗ_T0 ⁽ⁿ⁾の関数を示すダイアグラム ノイズ低減のためのジグザグスパイラル走査における重みｗ_T0 ⁽ⁿ⁾の関数を示すダイアグラム ノイズ抑制の場合についての３つの異なる周波数範囲Ｎ＝１〜３における投影角θに関する重み関数を示すダイアグラム 同期式ＣＴ検査におけるアーチファクト低減の場合について３つの異なる周波数範囲Ｎ＝１〜３における投影角θに関する重み関数を示すダイアグラム 肺血管および肺組織における高速スキャンアーチファクトもしくは部分スキャンアーチファクトの除去例を示す図 本発明による方法の実施のためのＣＴシステムを示す概略図。

符号の説明

１ ＣＴシステム
２ 第１のＸ線管
３ 第１の検出器
４ 第２のＸ線管
５ 第２の検出器
６ ガントリハウジング
７ 患者
８ 移動可能な患者用寝台
９ システム軸
１０ 計算・制御ユニット
ａ_n,k 重みベクトル
Ｆ⁽ⁱ⁾ 重み関数
ｆ 周波数
Ｆ_p ⁽ⁿ⁾ 位置空間におけるフィルタ
Ｇ 変換
Ｇ^-1 逆変換
Ｉ_t 時間的シリーズの画像データセット
Ｉ^_t ⁽ⁱ⁾ 位置周波数範囲に基づいてフィルタ処理された画像データセット
Ｉ~_t 時間的シリーズの新たな画像データセット
Ｋ_p 畳み込み核
Ｐ（θ，ｐ） 投影データセット
Ｐｒｇ₁〜Ｐｒｇ_n コンピュータプログラム
Ｔ₀ 時間的な中心
θ 投影角
ｗ_T0 ⁽ⁿ⁾ 投影角依存の重み
ｇ 補助パラメータ
＊ 方向ｐにおける畳み込み

Claims (20)

1. 次の方法ステップを有するコンピュータ断層撮影の撮影シリーズの画質向上のための方法、
   １．１． 同じ撮影範囲の少なくとも２つの時間的にずらされた投影データセット（＝撮影シリーズ）を検出することを可能にする時間空間にわたる検査対象（７）の走査を行なうステップ、
   １．２． 投影データセットを少なくとも２つの位置周波数範囲の変換データセットに変換するステップ、
   １．３． 位置周波数範囲の一部のための変換データセットの時間的平衡値を算定し、変換データセットの平衡化される値を算定された平衡値と置き換えることにより新たな変換データセットを形成し、しかも常に完全に等しい走査線が比較されるステップ、
   １．４． 新たな変換データセットの逆変換により新たな投影データセットを形成するステップ、
   １．５． 新たな投影データセットに基づいて画像データセットを再構成するステップ、
   １．６． 画像データセットを表示するステップ。
2. 投影データセットの変換のためにウェーブレット変換が使用されることを特徴とする請求項１記載の方法。
3. 位置周波数範囲がウェーブレット変換平面によって決定されることを特徴とする請求項２記載の方法。
4. 平衡値がウェーブレットに基づいて決定されることを特徴とする請求項３記載の方法。
5. 投影データセットの変換のためにフーリエ変換が使用されることを特徴とする請求項１記載の方法。
6. 位置周波数範囲が位置周波数に割り当てられたフーリエ係数によって決定されることを特徴とする請求項５記載の方法。
7. 平衡値がフーリエ係数に基づいて決定されることを特徴とする請求項６記載の方法。
8. 投影データセットの変換のために、少なくとも位置周波数範囲ごとに、この位置周波数範囲からの位置周波数フィルタによる少なくとも１つのフィルタ処理が行なわれることを特徴とする請求項１記載の方法。
9. 平衡値が変換データセットのピクセル値に基づいて決定されることを特徴とする請求項８記載の方法。
10. ノイズ低減のために、高い周波数の位置周波数を有する位置周波数範囲のための変換データセットの時間的な平衡値の算定が行なわれることを特徴とする請求項１乃至９の１つに記載の方法。
11. 患者の周期的に運動するまたは運動させられる器官の同期式ＣＴ検査の撮影シリーズにおけるアーチファクト低減のために、低い周波数の位置周波数を有する位置周波数範囲のための変換データセットの時間的な平衡値の算定が行なわれることを特徴とする請求項１乃至９の１つに記載の方法。
12. 撮影シリーズとして、同じ運動位相からの時間的に相前後するＣＴ投影データセットが使用されることを特徴とする請求項１１記載の方法。
13. 撮影シリーズとして、運動位相の関連する時間的に相前後するＣＴ投影データセットが使用されることを特徴とする請求項１１記載の方法。
14. 時間的な平衡値の算定のために、撮影シリーズ全体にわたる平均値が求められて使用されることを特徴とする請求項１乃至１３の１つに記載の方法。
15. 時間的な平衡値の算定のために、撮影シリーズにわたる滑らかな平均値が求められて使用されることを特徴とする請求項１乃至１３の１つに記載の方法。
16. 時間的な平衡値の算定のために、重み付け加算が求められて使用されることを特徴とする請求項１乃至１３の１つに記載の方法。
17. 方法が平行投影に適用されることを特徴とする請求項１乃至１５の１つに記載の方法。
18. 方法が、その都度同じ投影方向の照合時にファン投影に適用されることを特徴とする請求項１乃至１５の１つに記載の方法。
19. システムの動作時に請求項１乃至１８の１つに記載の方法の方法ステップを実行するコンピュータプログラムコード（Ｐｒｇ₁〜Ｐｒｇ_n）がプログラムメモリ（１１）に記憶されていることを特徴とするプログラムメモリ（１１）を有する画像処理のための計算ユニット（１０）。
20. システムの動作時に請求項１乃至１８の１つに記載の方法の方法ステップを実行するコンピュータプログラムコード（Ｐｒｇ₁〜Ｐｒｇ_n）がプログラムメモリ（１１）に記憶されていることを特徴とするプログラムメモリ（１１）を有する制御・計算ユニット（１０）を備えたＸ線ＣＴシステム。