JP2018134417A - 放射線撮影装置 - Google Patents

Abstract

【課題】Ｘ線画像におけるＳＮＲを著しく悪化させることなく解像度を上げる方法を提供すること。
【解決手段】本実施形態に係る放射線撮影装置は、取得部、画像生成部を具備する。取得部は、被検体に関し、Ｘ線源の第一の焦点サイズに対応する第一のＸ線画像と、前記第一の焦点サイズよりも大きい第二の焦点サイズに対応する第二のＸ線画像と、を取得する。画像生成部は、前記第一のＸ線画像と前記第二のＸ線画像とを用いた合成画像を生成する画像生成部と、を具備する。
【選択図】 図３

Description

本実施形態は、放射線撮影装置に関する。

Ｘ線診断装置、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置に代表される放射線システム（および放射線撮影方法）は、特に医用撮像および医用診断に対して、幅広く使用されている。放射線システムは、一般的に被検体の身体を通して二次元投影画像を作成する。Ｘ線管などの放射源は、一側面から身体にＸ線を照射する。コリメータは、通常Ｘ線源の近傍にあるが、Ｘ線ビームの角度範囲を制限する。これにより、被検体についての放射線の作用は、身体の画像ボリュームを定義するコーンビーム／ファンビーム領域（つまり、Ｘ線投影ボリューム）に実質的に制限される。身体の反対側に少なくとも一つある検出器は、実質的な投影ボリュームにおいて身体を通過してきた放射線を受け取る。身体を通過してきた放射線の減衰は、検出器から受け取った電子信号を処理することによって、計測される。

高い空間分解能を有するＸ線投影画像は、画像における詳細まで視覚化するためには望ましい。しかし、空間分解能は、検出器のピクセルサイズによって制限されることがある。更に、空間分解能は、Ｘ線源（つまり、焦点サイズ）の空間的範囲によって、また線源、画像化される被検体、そしてＸ線検出器の間の幾何学的配置によって、制限されることもある。Ｘ線の短波長は、回折の効果を最小限に抑える。Ｘ線検出器アレイのピクセルのサイズおよび間隔は、検出器技術における進歩に伴って小さくなり続けている。一方で、Ｘ線源における焦点サイズを小さくすることについての改善には遅れが生じており、結果としてＸ線源が解像度における制限要素となってしまっている。Ｘ線管の固有の物質（ｉｎｔｒｉｎｓｉｃ ｍａｔｅｒｉａｌ）および温度制限（ｔｈｅｒｍａｌ ｃｏｎｓｔｒａｉｎｔｓ）を原因としては、焦点サイズは相対的に変わらないままである。また、Ｘ線検出器アレイの限界寸法は時間とともに減ってきており、今のところＸ線検出に対する空間分解能は、典型的な臨床設定の下でのＸ線源操作の点広がり関数の幅よりも小さい。

焦点は、電子ビームがＸ線管においてターゲットにぶつかる点である。この様にして、焦点サイズは、電子ビームのサイズおよび、Ｘ線でぶつかった表面と、Ｘ線源からターゲットまでの方向と、の間のアスペクト角度によって、決定される。小さな焦点サイズにより、Ｘ線撮像の解像度を改善し、より詳細な画像という結果になる。しかし、所望の被ばく量と信号対ノイズ比（ＳＮＲ）を達成するために必要なＸ線管を搭載することにより課される制約のために、小さな焦点サイズの使用が難しいということがよくある。

焦点サイズの幅は、点広がり関数を決定する唯一の要素ではない。更に、点広がり関数は、被検体から撮像装置までの距離（ＯＩＤ）と線源から撮像装置までの距離（ＳＩＤ）との間の比率によって、影響を受ける。被検体が検出器に近づくと被検体は線源から遠ざかって、点広がり関数は小さくなり、結果として生成された画像におけるぼやけが少なくなる。この様に、ＳＩＤ：ＯＩＤ比を大きくすることで、空間的分解能は改善することが出来る。これは、ＯＩＤを最小値に維持することで、つまり被検体を検出器近くに維持することで、達成することが出来る。更に、被検体をＸ線源から長い距離に置くことでＳＩＤが大きい場合に、ＳＩＤ：ＯＩＤ比は大きい。しかし、臨床アプリケーションでＳＩＤ：ＯＩＤ比がどの程度大きければ良いのかについては、実際の制約によってある程度決まってしまう。

臨床Ｘ線撮像システムにおいて、焦点サイズは、一般的にはおよそ１ミリメートルであるが、このサイズはＸ線画像解像度に対する制限要素としては十分な大きさである。１ミリメートルより明らかに小さいピクセルサイズでの高解像度検出器は、高い解像度Ｘ線撮像を作り出す潜在能力を持っている。

国際公開２０１０／０１８４８０Ａ１号

しかしながら、焦点のサイズと倍率係数によって決まる実際の制限の解消無くして、高解像度検出器の潜在能力を完全に現実化することは出来ない。Ｘ線管のデザイン制約は、被ばく量を下げることでＳＮＲを落とすこと無く、Ｘ線撮像解像度を改善することの障害となる。

本実施形態は、上記課題に鑑み、Ｘ線画像におけるＳＮＲを著しく悪化させることなく解像度を上げる放射線撮影装置を提供する。

図１Ａは、小さい焦点および比較的小さい照射線量を使用して生成された投影画像である。 図１Ｂは、図１Ａを取得するために使用された焦点に比べより大きい焦点と、図１Ａの二倍の照射線量とを使用して生成された投影画像である。 図２は、Ｘ線源における焦点の有限幅から結果として生じるＸ線投影画像における、ぼやけの概略図を示す。 図３は、一実施形態に従う、空間ドメインにおける、小さい焦点画像と大きい焦点画像との組み合わせの方法のフロー概要図を示す。 図４は、一実施形態に従う、周波数ドメインにおける、小さい焦点画像と大きい焦点画像との組み合わせの方法のフロー概要図を示す。 図５は、一実施形態に従う、変化領域と均一領域とを特定するための物質分解を使用して、小さい焦点画像と大きい焦点画像との組み合わせの方法のフロー概要図を示す。 図６は、一実施形態に従う、変化領域と均一領域とを特定するための画像化された被検体の画像を再構成することで、小さい焦点コンピュータ断層撮影（ＣＴ）スキャンと大きい焦点ＣＴとの組み合わせの方法のフロー概要図を示す。 図７Ａは、画像組み合わせ方法に基づく相互相関を使用して生成された組合せ画像である。 図７Ｂは、異なる画像数および／または異なる照射線量を使用することでノイズを最小化する、画像組み合わせ方法に基づく相互相関を使用して生成された組み合わせ画像である。 図８は、一実施形態に従う、Ｘ線撮像装置の例のブロック概要図である。 図９は、一実施形態に従う、ＣＴスキャナ装置の例のブロック概要図である。 図１０は、一実施形態に従う、画像組み合わせを実行するための計算デバイスのハードウェア記述のブロック概要図である。 図１１は、一実施形態に従う、例示的なコーンビームＣＴスキャナ装置の概要図である。 図１２は、一実施形態に従う、例示的なルックアップテーブル。

実用的制約は、投影撮像のためにＸ線源として使用されるＸ線管に対する最小焦点サイズを制限し、係る焦点サイズへの制約は、次にラジオグラフィ、コンピュータ断層撮影、蛍光透視法、そして血管造影法などのアプリケーションにおける達成可能な解像度を制限する。これらの制約とは、実用的サイズ制限、熱伝導、物質特性、線量制約（例えば、放射線量を実際可能な範囲で出来るだけ低く保つ）、そして時間制約を含む。実際問題として、大きな焦点サイズは、投影画像におけるより高い信号対ノイズ比（ＳＮＲ）という結果になるＸ線のより大きな線量のＸ線束を生成出来るが、この大きな焦点サイズは、空間分解能が乏しいという犠牲を払うことになる。本実施形態に説明される方法および装置は、大きい焦点サイズと小さい焦点サイズとの両方を使用して投影画像を取得することで、大小二つの焦点サイズの最良のサイズを組み合わせることであり、そしてその前に、複数の投影画像を単一の画像へと融合（ｆｕｓｉｎｇ）する。係る単一の画像は、小さな焦点サイズを使用して生成された画像に類似する良い空間分解能と大きな焦点サイズを使用して生成された画像に類似するより高いＳＮＲとの両方を有する。Ｘ線検出器サイズが減少し続けるにつれて、良い空間分解能を達成することの重要性は、ますます意味のあることになりつつある。

次に図面を参照しながら、参照番号が数枚の図にわたって同一または対応する部分を指し示す。図１Ａおよび図１Ｂは、異なる焦点サイズを使用して撮られた二つの投影画像を示している。図１Ａは、Ｘ線投影画像を示しており、図１Ｂで示されたＸ線投影画像を獲得するために使用された焦点サイズよりも、小さい焦点サイズを使用して獲得されている。図１Ａにおける焦点サイズは図１Ｂにおける焦点サイズよりも小さく、また図１ＢからのＸ線照射線量は、図１Ａの二倍大きい。高い解像度は、図１Ｂよりも図１Ａの方が目に見えて分かるが、図１Ａは、この改善された解像度を取得するためにＳＮＲを犠牲にしている。これは、小さい焦点サイズを使用して達成可能なＸ線束が小さいため、結果的に小さい信号という結果になり、そのため図１ＡにおけるＳＮＲは、図１Ｂに比べより低くなっている。

従って、既存の臨床システムに対して使用されているような、クリティカルな検出器次元に対して著しく大きな焦点サイズは、全体的なシステム解像度に不利な影響を及ぼすということがわかる。焦点サイズが、所定のＸ線撮像装置に対する特定のデザイン選択肢とトレードオフとに依存する一方で、一般的に、全てのＸ線撮像装置に対する焦点は、小さな焦点に対するＸ線管積載能力を要因として、約１ミリメートルのオーダーである。理想的には、焦点サイズは任意で小さく作られているのが望ましいが、これはＸ線管デザイン制約のために達成することが出来ない。最終的には、解像度と画質との間にトレードオフが存在する。一方で、大きな焦点サイズは多くの照射線量と高い（ｇｒｅａｔｅｒ）ＳＮＲを提供できるが、係る高いＳＮＲは低い空間分解能という犠牲により得たものである。他方で、小さな焦点サイズは空間分解能を改善するが、この改善は少ない照射線量と低いＳＮＲという犠牲により得たものである。

このトレードオフ課題を未然に防ぐために、本実施形態に説明される方法は、小さな焦点サイズＸ線画像を大きな焦点サイズＸ線画像に一緒に組み合わせて、単一のＸ線画像のみを使用して達成可能な画像よりも、高いＳＮＲと良い解像度とを有する組み合わせられた画像（合成画像）を達成する。つまり、本実施形態に説明される方法は、大きな焦点と小さな焦点との両方の相対的な恩恵を生かし、両タイプの画像の最善面を組み合わせて画像を作ることである。これらの方法において、大きな焦点画像は高いＳＮＲで、また小さな焦点画像は高い（ｆｉｎｅｒ）解像度で、取得することが出来る。その結果、大きな焦点画像と小さな焦点画像とは、小さな焦点画像の解像度と大きな焦点画像のＳＮＲとを有するように組み合わせることが出来るのである。

例えば、特定の実施形態において説明される方法は、一緒に組み合わされる予定の個別の画像中からサブ画像を選択することで、小さな焦点画像を大きな焦点画像に組み合わせて、組み合わせられたサブ画像を生成する。

更に、これらの方法は、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）データにも適用することが出来る。例えば、ＣＴスキャンからのＣＴ投影データは、異なる投影角にそれぞれ対応する一連の投影画像で構成されている。従来的なＣＴとは対照的に、各投影角に対し、二つのＸ線投影画像は、大きな焦点画像と小さな焦点画像とに個別に対応して収集することが出来る。その結果、大きな焦点画像を小さな焦点画像と組み合わせるための本実施形態に説明される方法は、各投影角に対する個別の組み合わせられた投影画像を生成するために各投影角に対して実行することが出来、またその組み合わせられた投影画像から再構成画像は生成することが出来る。すなわち、小さな焦点に対応する投影データと大きな焦点に対応する投影データを、回転単位で焦点サイズを切替ながら撮影する単一スキャン、又は小さな焦点に対応する投影データと大きな焦点に対応する投影データを、ビュー単位で焦点サイズを切替ながら撮影する多重スキャン、のいずれかで撮影する制御部を具備するようにしてもよい。

代わりに、大きな焦点画像は、再構成された大きな焦点画像を再構成するために使用することが出来、小さな焦点画像は再構成された小さな焦点画像を再構成するために使用することも出来る。そして、大きなおよび小さな焦点再構成画像は、本実施形態に説明される方法を使用して組み合わることが出来る。

後ほど説明される通り、小さなおよび大きな焦点画像の組み合わせは、空間ドメインまたは空間周波数ドメインかのどちらかに実行することが出来る。

上でも言及された通り、本実施形態に説明される方法は、従来技術に優る長所がいくつかある。まず、各個別の画像タイプの最高画質（ｂｅｓｔ ｑｕａｌｉｔｉｅｓ）を活用するために多重画像を一緒に組み合わせることが、様々なＸ線撮像パラメータ（焦点サイズのみだけでなく）中の最適化に対する柔軟性を高めるという点である。この柔軟性とは、例えば陽極から陰極までの電圧の差（つまりｋＶｐ）、電流、撮像ウィンドウの継続時間（照射パルスの時間幅）、ビームフィルタ（線質フィルタ）の選択を含み、その他のＸ線パラメータにまで波及することがある。その他のＸ線パラメータとしては、例えばコリメータ特性、フレームレート等を挙げることができる。この様にして、いくつか所定の画質メトリックに従って、最適な画質を生成することが出来る、画像の組み合わせを取得するために、多くの潜在的な組み合わせが利用可能である。

第二に、本実施形態に説明される方法は、上述の通り、空間分解能を改善するための小さなピクセルサイズを有するＸ線検出器の使用の際に、有利という点である。第三に、特定の実施形態において、本実施形態に説明される方法は、患者に対する高い放射線量に頼ることなく、画質を改善することが出来るという点である。例えば、低いノイズ／高いＳＮＲを達成するための通常の照射線量に対する大きな焦点を、高い解像度画像を達成するための小さな焦点と一緒の使用は、患者への高い放射線量無しで達成することが出来る。第四に、更なる高画質を達成するために、本実施形態に説明される方法は、画質と解像度とを改善するためにエッジ保持正則化を使用する様々なデノイジング法および／または逐次再構成（ＩＲ）ＣＴ法と組み合わせが出来るという点である。

図２は、例示的な撮像システムを図示したものであり、Ｘ線源からのＸ線が、被検体を通過し、画像面で検出されることによって、画像化されている。Ｘ線源の陽極上にある電子ビームのサイズは、焦点サイズを決定する。罫線は、焦点の中心から被検体の表面を通過するレイ軌道を表す。破線は、焦点の端から被検体の表面を通過するＸ線に対するＸ線軌道を表す。線源から被検体までの距離（ＳＯＤ）が被検体から画像化までの距離（ＯＩＤ）よりもずっと長い場合、倍率は小さく、画像面での点広がり関数は低下する。画像面での画像の倍率と点広がり関数とは、線源でＸ線フィルタ／レンズ（つまりバタフライフィルタ）の使用によっても、影響を受けることがある。Ｘ線装置の幾何学的配置と画像解像度と点広がり関数とへの焦点サイズとの間の関係は、一般的に十分理解されており、直接的にレイトレイシングを使用してモデル化することが可能である。

例えば、点広がり関数は、被検体から撮像装置までの距離（ＯＩＤ）と線源から撮像装置までの距離（ＳＩＤ）との間の比率によって、影響を受ける。被検体が検出器に近づくと被検体は線源から遠ざかって、点広がり関数は小さくなり、結果として生成された画像におけるぼやけが少なくなる。この様に、ＳＩＤ：ＯＩＤ比を大きくすることで、空間的分解能は改善することが出来る。本実施形態では、Ｘ線源から被検体までの距離（ＳＯＤ）に対する、Ｘ線源からＸ線検出器までの距離（ＳＩＤ）の比率を使用して決定された倍率と、小さな焦点サイズおよび検出器が有する複数の検出器素子間の距離とに基づいて、小さな焦点のＸ線画像の点広がり関数を決定し、倍率と、大きな焦点サイズと、複数の検出器素子間の距離とに基づいて、大きな焦点のＸ線画像の点広がり関数を決定することもできる。

図３は、小さなそして大きな焦点画像を組み合わせるための方法１００のフロー概要図を示している。

方法１００のステップ１１０において、二つの投影画像が二つの異なる焦点サイズを使用して収集される。これらの画像は、Ｘ線撮像装置を使用して投影計測をすることによって、または以前に取得されたコンピュータメモリ投影データから呼び戻すことによって、収集することが出来る。投影計測をするために、Ｘ線源はＸ線を被検体に向け、そしてＸ線が被検体を通過した後、Ｘ線はＸ線フィルムまたはＸ線検出器素子のアレイを使用して検出される。例えば、Ｘ線検出器アレイは、投影画像を作り上げるピクセル値を検出することが可能で、検出器アレイにおける隣り合うピクセル間の距離は、投影画像の最小解像度である。

Ｘ線パスにおける被検体有り、および、被検体無しでの投影画像間の比率を取ることで、被検体を貫くＸ線吸収は、計測されたＸ線強度の間の比率の対数として決定出来る。上述の様に、ステップ１１０で、減衰／投影画像が二つの異なる焦点サイズを使用して収集される。第一の減衰／投影画像は、Ｘ線源の陽極での大きな焦点サイズを使用するＸ線源に対応し、第二の減衰／投影画像は、Ｘ線源の陽極での小さな焦点サイズを使用するＸ線源に対応する。一般的に、大きな焦点画像と比較して、小さな焦点画像は、小さな焦点サイズのために、高い解像度を有するものであるが、上述にも説明の通り、小さな焦点サイズから生成することが出来る低い総Ｘ線束のために、低いＳＮＲも有するものでもある。

方法１００のステップ１２０において、画像処理は、投影画像において均一なＸ線吸収の領域、或いは投影画像において画素値の変化が小さい（変化の乏しい）領域（均一領域）と、Ｘ線吸収における大きな空間変化（空間変動）を示している領域、或いは投影画像において画素値の変化が大きい（変化が多い）領域（変化領域）とを決定するために使用される。

例えば、大きな焦点画像に対する点広がり関数は、小さな焦点画像に対する点広がり関数よりも幅が広いだろう。検出器素子は線状であると仮定すると、小さなおよび大きな焦点サイズに対する個別の画像は、完璧な解像度画像（つまり、その点広がり関数としてのデルタ関数を有する画像）と対応する点広がり関数との間の畳み込みに等しい。これは、上述の様に、Ｘ線撮像システムの個別の焦点と成分の相対位置とから決定することが可能である。この様にして、小さなおよび大きな焦点投影画像間の違いは、完璧な解像度画像と違い点広がり関数との間の畳み込みと等しく、その畳み込みは、大きな焦点の点広がり関数と小さな焦点の点広がり関数との間の違いである。この見識に基づいて、違い画像を生成するために、二つの投影画像間の差分を取り、その後画像の差分と点広がり関数の差分との間の相互相関を取ることで変化する領域は決定出来る。その相互相関は検出のための整合フィルタとして機能する。相互相関が大きい領域は、計測された減衰における大きな空間変動に対応するであろうし、それに反し相互相関値が小さいことは、ほぼ均一な減衰の領域であることを示唆している。

例えば、変動が大きい領域は臓器間の境界で見受けられるのに対し、臓器内の領域は均一の度合いが高いことを表す可能性がある。更に、変動が素早い領域は、ステントまたはその他の外部デバイスが患者（被検体）に挿入されている箇所で見受けられ、そこで外部デバイスは、周辺の臓器または組織よりも減衰が大きいかまたは小さいかどちらかの領域を表す。特定の実施形態において、相互相関は、相互相関値を局所減衰の平均によって割ることで、局所的に正規化することがある。例えば、局所減衰の平均は、平均化された局所減衰をあらわすために、小さいまたは大きい焦点画像の一方をローパスフィルタリングすることによって、取得することが出来る。

特定の実施形態において、均一領域と変化領域とを検出する種々の方法を使用することが出来る。例えば、エッジ検出法は、変化領域を検出するために使用出来るが、この場合均一領域は境界が検出されず、変化領域は検出された境域を取り囲むあれらの領域として特定されることが出来る。その上、ウェーブレット変換を境界検出のために使用可能である。この場合、例えば小さい焦点に対応する画像と大きい焦点に対応する画像との差分画像を生成し、当該差分画像についてウェーブレット変換を実行し、ウェーブレット変換された差分画像に基づいて、変化領域及び前記均一領域決定する。
また、移動ウィンドウ内の平均正規化された分散または周波数成分（例えば平均周波数）の計測が、変化と均一性とに対応する領域を決定するために使用可能である。

特定の実施形態において、画像空間は、変化領域または均一領域かのどちらかとして特定された領域へと離散的に分割出来る。その他の実行において、画像におけるいくつかの隣り合うピクセルから成るそれぞれのピクセルまたはサブ画像は、ピクセル／サブ画像が均一領域または変化領域かのどちらかのカテゴリに属する割合を表している連続的な数字によってラベル付けすることが出来る。例えば、ファジー理論は、様々なピクセル／サブ画像が均一または変化領域のファジーセットに属するかの程度を決定するために、使用可能である。特定の実施形態において、変化領域および均一領域間における特性を有する領域の第三のタイプが特定することが出来、そして画像において、この第三の中間領域は変化および均一領域管のバッファを提供出来る。

方法１００のステップ１３０において、大きなおよび小さな焦点画像は、組み合わせられた画像を生成するために組み合わせられる。それぞれのピクセルに対し、組み合わせられた画像は大きなおよび小さな焦点画像からの対応するピクセル値の線形重畳であるだろう。例えば、組み合わせられた画像のピクセル値は、ｐ^（Ｃ） _ｎ，ｍ＝ｗ_ｎ，ｍ・ｐ^（Ｓ） _ｎ，ｍ＋（１−ｗ_ｎ，ｍ）・ｐ^（Ｌ） _ｎ，ｍによって与えられることが可能である。

ここで、ｐ^（Ｃ） _ｎ，ｍは組み合わせられた画像のｎ番目の行とｍ番目の列とのピクセル値であり、ｐ^（Ｌ） _ｎ，ｍにおよびｐ^（Ｓ） _ｎ，ｍには大きなおよび小さな焦点画像のそれぞれｎ番目の行とｍ番目の列とのピクセル値であり、ｗ_ｎ，ｍはピクセルが変化領域にある程度を示す重みである。組み合わせられた画像において、主にまたは全体的に変化領域内であると特定されたピクセルは、０．５より大きな重みを持つようになり、大部分が小さな焦点画像から導出されているピクセル値という結果になる。

特定の実施形態において、重みｗ_ｎ，ｍはファジー理論を使用して決定することが出来る。

特定の実施形態において、変化領域と均一領域との間（そして特定の実施形態では、変化領域と均一領域と中間領域との、二者間で／三者間で）の境界によって境界を示された変換での重みｗ_ｎ，ｍは、これらの変換での重みの関数ｗ_ｎ，ｍを数学的に連続するように（そして特定の実施形態では、数学的に滑らかとは、例えば一次導関数は無限でない（有限である））、次第に細く／滑らかにすることが出来る。例えば、重みｗ_ｎ，ｍは、変化領域で１、均一領域で０、の値を有することが出来、そして変化領域と均一領域との間の中間である領域に対して、重みｗ_ｎ，ｍは、変化領域と均一領域とについての最も近い点の間の直線変換を使用して、補間することが出来る。

特定の実施形態において、変化および均一領域管における領域での重みｗ_ｎ，ｍを決定するために、その他の解釈機能を使用することが出来るが、例えば、スプライン関数、二次または三次補間関数、その他の多項式関数、そしてガウス補間関数を含む。

方法１００に示されたステップに加えて、画質を改善するために、様々な画像のデノイジングおよび／またはフィルタリングが、図３に示されたフロー概略図と共に様々な地点で実行することが出来る。例えば、大きなおよび小さな焦点画像は、組み合わせられた画像を生成するために、分けてデノイズすることが出来る。更に、組み合わせられた画像が生成された後、組み合わせられた画像がデノイズされるおよび／またはデノイズすることが出来る。線形平滑化フィルタリング、異方性拡散、非局所平均、そして非線形フィルタなどを含む、個別の画像に様々なデノイジング法を適用することが出来る。

線形平滑フィルタは、オリジナル画像を、ローパスフィルタまたは平滑度操作を表すマスクで畳み込むことで、ノイズを除去する。例えば、ガウスのマスクは、ガウス関数により決定される要素（ｅｌｅｍｅｎｔ）を具備する。この畳み込みは、それぞれピクセルの値をそのピクセルに近傍するピクセルの値により近づけるようにするものである。一般に、平滑フィルタは、それぞれピクセルを、そのピクセル自体とそのピクセルに近傍するピクセルの、平均値、または重みづけられた平均に設定する。例えば、ガウシアンフィルタは、正に可能な重みのセットであると言える。不都合なことに、平滑フィルタは、画像をぼやかす傾向がある。というのも、周囲に近傍するピクセルより明らかに高いまたは低い値を持つピクセルが、それらに接するピクセルと合わさって、不鮮明になったり、平均化されたりするからである。鮮明な境界が不鮮明になってしまう。一般的に、局所線形フィルタ法は、局所近傍に見受けられる均一性が均一であると仮定し、従って病変や臓器境界など、均一でない特徴を曖昧にして画像上に均一性を強いる傾向がある。

異方性拡散は、熱伝導方程式と同様の平滑化偏微分方程式の下で、画像を展開させることにより、鮮明な境界を維持しながらノイズを除去する。仮に、拡散係数が空間的に不変ならば、この平滑は線形ガウシアンフィルタリングと等しくてもよいが、拡散係数が境界の存在に従って異方性の場合、ノイズは画像の境界をぼやかすことなく除去することが出来る。

メジアンフィルタは非線形フィルタの一例であり、もし適切に設計されれば、非線形フィルタも境界を保ち、ぼかしを回避出来る。メジアンフィルタは、例えば、画像におけるそれぞれのピクセルを評価することで、輝度に従って近傍するピクセルを分類し、ピクセルのオリジナル値を順序付られた輝度表から中央値と置き換える、操作をする。メジアンフィルタは、階数条件ランク選択（ＲＣＲＳ）フィルタの一例である。例えば、メジアンフィルタとその他のＲＣＲＳフィルタは、明らかなぼかしアーチファクトを取り込むことなく、画像から塩と胡椒ノイズを除去するために適用することができる。

更に全変分（ＴＶ）最小化正則化項を使用するフィルタは、画像化されるべき複数のエリアがそれらの間の比較的鮮明な境界を持つ離散的領域にわたって均一であると仮定される箇所に、使用されてもよい。ＴＶフィルタは、非線形フィルタの別例として使用されてもよい。

非局所的平均フィルタリングにおいて、ピクセルは、ピクセルの空間的近似に従ってピクセルの重みづけ平均化を実行するよりも、画像におけるパッチ間の類似性に従う重みづけ平均となるように決定される。このようにして、ノイズは画像における、全てのピクセルの非局所的平均化に基づいて、除去される―近傍するピクセルだけが除去されるのではない。特に、ピクセルに対する重みの量は、あるピクセル近くに中心がある小さなパッチと、デノイズされるピクセル周辺に中心がある別の小さなパッチと、の間の類似の程度に基づいている。

図４は、小さなおよび大きな焦点画像を組み合わせる方法（合成方法）２００のフロー概要図を示している。方法２００は、方法１００とは対照的に、空間ドメインよりも、周波数ドメインにおいて小さなおよび大きな焦点画像を組み合わせる。

方法２００のステップ２１０において、方法１００のステップ１１０と同様、小さなおよび大きな焦点画像は、二つの異なる焦点サイズを使用して収集される。

方法２００のステップ２２０において、小さな焦点画像をハイパスフィルタリングまたはバンドパスフィルタリングすることによって、高周波数画像が生成される。上で説明された通り、小さいおよび大きな焦点画像は、完璧な解像度画像とそれらの個別の点広がり関数との間の畳み込みにそれぞれ等しい。この様にして、個別の点広がり関数のフーリエ変換は、小さなおよび大きな焦点画像の周波数成分を制限する、効果的なローパスを表す。小さな焦点画像の点広がり関数の小さな焦点カットオフ周波数は、大きな焦点画像の点広がり関数の大きな焦点カットオフ周波数よりも、小さな焦点画像が高周波数成分に対応してより高い解像度を有するので、より大きくなるだろう。小さな焦点画像において、小さな焦点カットオフ周波数を上回る周波数成分は、ノイズによって占められるだろう。同様に、大きな焦点画像において、大きな焦点カットオフ周波数を上回る周波数成分も、ノイズによって占められるだろう。従って、特定の実施形態において、高周波数画像は、小さな焦点カットオフ周波数と大きな焦点カットオフ周波数とに対応する３ｄＢカットオフ周波数を有するバンドパスフィルタを使用する、小さな焦点画像をバンドパスフィルタリングすることによって、生成される。

その他の実行において、高周波数画像は、小さい焦点カットオフ周波数に対応する３ｄＢカットオフ周波数を有するハイパスフィルタを使用する、小さな焦点画像をハイパスフィルタリングすることによって、生成される。ハイパスフィルタまたはバンドパスフィルタは、例えばガウシアンフィルタ、ハンフィルタ、ハニングフィルタ、ブラックマン−ハリスフィルタ、バートレット−ハンフィルタ、ツケーフィルタ、チェビチョフフィルタ、そしてドルフ−チェビチョフフィルタなどを含む、任意の既知のフィルタタイプとすることが出来る。更に、異なる実行は、バンドパスフィルタまたはハイパスフィルタに対する異なるカットオフ周波数を使用出来る。

方法２００のステップ２３０において、低周波数画像は、大きな焦点画像をローパスフィルタリングすることによって、生成される。例えば、ローパスフィルタは、大きな焦点カットオフ周波数に対応する３ｄＢカットオフ周波数を持つことが出来る。任意のタイプのローパスフィルタを使用することが出来て、また異なる実行は、ローパスフィルタに対する異なるカットオフ周波数を使用出来る。

特定の実施形態において、高および低周波数画像の生成は、ウェーブレット変換を使用して生成することが可能である。低周波数画像は、大きな焦点画像のウェーブレット変換の低周波数成分を選択することで生成され、高周波数画像は、小さな焦点画像のウェーブレット変換の高周波成分を選択することで生成することが出来る。

任意の既知の方法が、小さな焦点画像から高周波数画像を生成し、大きな焦点画像から低周波数画像を生成するために使用することが出来る。

方法２００のステップ２４０において、低周波数画像および高周波数画像は、組み合わせられた画像を生成するために、組み合わせられる。例えば、低周波数画像と高周波数画像とは、低周波数画像に高周波数画像を追加することで、組み合わせられる。

図５は、小さなおよび大きな焦点画像を組み合わせる方法（合成方法）３００のフロー概要図である。方法３００は、方法１００と同様、空間ドメインにおいて小さなおよび大きな焦点画像を組み合わせる。

方法３００のステップ３１０において、方法１００のステップ１１０と同様、小さなおよび大きな焦点画像が収集される。

方法３００のステップ３２０において、小さなおよび大きな焦点画像は、物質成分へと分解される。この物質分解は、投影データについて直接実行することが出来る。

代わりに、再構成画像は、ＣＴスキャンから再構成することがあり、物質分解は再構成画像について実行することが出来る。次に、再構成画像の物質成分は、小さなおよび大きな焦点画像の物質成分を生成するために、順投影することが出来る。

特定の実施形態において、物質成分は、デュアルエネルギー投影計測（マルチエネルギー投影計測）またはスペクトル的に分解された投影計測（例えばフォトンカウンティング）から生成することが出来る。

方法３００のステップ３３０において、変化領域と均一領域とは、小さなおよび大きな焦点画像の物質成分を使用して決定出来る。変化領域と均一領域とは、方法１００のステップ１２０において説明された方法を使用して、物質成分から決定することが出来る。その上、近傍するおよび／または近似するピクセル／サブ画像についての物質成分の間の割合における変化は、変化領域を意味する性能指数として使用することも出来る。

方法３００のステップ３４０において、方法１００のステップ１３０において説明された様に、小さなおよび大きな焦点サイズ画像が組み合わせられる。

図６は、小さなおよび大きな焦点画像を組み合わせる方法（合成方法）４００のフロー概要図である。方法４００は、方法１００と同様、空間ドメインにおいて小さなおよび大きな焦点画像を組み合わせる。

方法４００のステップ４１０において、二つのコンピュータ断層撮影（ＣＴ）スキャンが収集される。これらのスキャンは、Ｘ線ＣＴスキャナを使用して一連の投影角での一連の投影計測を作ることで、またはコンピュータメモリから、以前に取得されたＣＴスキャンを呼び戻すことで、収集することが出来る。第一の投影スキャンは小さな焦点を使用し、第二の投影スキャンは大きな焦点を使用する。これらの二つのスキャンは、それぞれの投影角へと移動して、次の投影角へと回転する前の投影角で大きなおよび小さな焦点画像の両方を取得することで、または焦点サイズを変更する前に一つの焦点サイズのみを使用して全ての投影角で全体のＣＴスキャンを取り、次のＣＴスキャンを取ることで、獲得出来る。

方法４００のステップ４２０において、大きなおよび小さな焦点ＣＴスキャンから再構成画像は生成される。これらの大きなおよび小さな焦点再構成画像は、フィルタ補正逆投影法、統計的逐次再構成法、または任意のその他の既知のＣＴ画像再構成法を使用して、生成することがある。特定の実施形態において、逐次再構成は、全変分（ＴＶ）最小化正則化など正則化のために有利であり、再構成画像において鮮明な境界と細かな詳細を維持しながら、ノイズを低減するために逐次再構成に適用することが出来る。

方法４００のステップ４３０において、変更および均一領域とは、投影画像よりも再構成画像を使用して決定される。再構成画像は、投影画像の次元よりももう一つ多い次元を有する（例えば、三次元再構成画像は、二次元投影データから再構成することが出来る）が、方法１００のステップ１２０と方法３００のステップ３３０とで上で説明された、投影画像における変化領域と均一領域とを決定するための方法も、直接的に拡張されて再構成画像に適用することが出来る。例えば、方法３００のステップ３３０で説明された通り、再構成画像は物質成分へと分解され、変化および均一領域は物質分解から決定することが出来る。

特定の実施形態において、エッジ検出法が変化領域を検出するために使用可能である。

更に、特定の実施形態において、相互相関は、大きなおよび小さな焦点再構成画像間の違いと、大きなおよび小さな焦点点広がり関数間の違いとを計算することが出来、相互相関は、ピクセルを変化領域と均一領域とに分類するために（例えば、閾値および領域成長法）、一つの閾値または一連の閾値と比較することが出来る。相互相関を用いた分類により、例えば均一領域においては大きな焦点に対応するＸ線画像を基準として、変化領域においては小さな焦点に対応するＸ線画像を基準として、組み合わせ画像を生成することができる。

更に、本実施形態に説明される変化／均一−領域−特定法の任意の組み合わせは、方法１００のステップ１２０において、または方法３００のステップ３３０において、変化および均一領域を決定するために使用することが出来る（そして、中間領域を使用する特定の実施形態において、中間領域も上述の方法で決定することがある）。

方法４００のステップ４４０において、変化領域と均一領域とは、変化領域と均一領域との投影画像を生成するために、投影される。特定の実施形態において、所定の再構成画像におけるそれぞれのボリュームピクセルは、そのボリュームピクセルは変化領域に対応するか否かを表している、０と１との間の値を割り当てられる。投影画像のピクセル値は、そのあとボリュームピクセルを通過する線積分を表す。

特定の実施形態において、閾値は、どのピクセル値が変化領域を表すのに十分大きいかを決定するために使用され、閾値を超えているピクセル値は、１の値を割り当てられる。

特定の実施形態において、閾値を下回る全ての値は閾値によって正規化される。

特定の実施形態において、第二の閾値未満の全ての値は０に設定され、第二の閾値上の第一の閾値の間の値は、単調関数を使用して０と１との間の値にマッピングされる。

上で説明されたプロセスと同様のプロセスは、均一領域の再構成画像を順投影することで、均一領域の投影画像を決定するために使用することが出来る。再構成画像における変化領域および均一領域から、投影画像における変化領域および均一領域を決定するこれらの例は、例示として提供され、制限する目的はない。再構成画像における均一／変化領域から投影画像における均一／変化領域を生成するその他の方法は、本実施形態に説明される方法４００の一部分であるとして、意図されている。

方法４００のステップ４５０において、小さなおよび大きな焦点投影画像は、方法１００のステップ１３０、そして方法３００のステップ３４０において説明された様に、組み合わせられる。

特定の実施形態において、ステップ４４０は省略することが出来て、小さなおよび大きな焦点再構成画像は、再構成画像について決定された均一および変化領域を使用して、また方法１００のステップ１３０、そして方法３００のステップ３４０において説明された方法を使用して、直接組み合わせることが可能である。

特定の実施形態において、小さなおよび大きな焦点画像の周波数成分に関連して組み合わせられた画像の周波数成分は、変化領域と均一領域とについての閾値を調整し手直しするためのフィードバックを提供するために、使用することが出来る。例えば、もし変化領域についての閾値が過度に高く設定されていたら、高周波数成分がある領域は、変化領域から削除することが出来る。その結果、削除された高周波数領域は、より多くの高周波数成分を有する小さな焦点画像からより少なく導出され、且つより少ない高周波数成分を有する大きな焦点画像からより多く導出されることになるだろう。大きな焦点画像は、削除された領域においてより多く寄与するだろうということと、大きな焦点画像の周波数成分は、小さな焦点画像の周波数成分よりも少ないという理由から、変化領域に対する高い閾値は、組み合わせられた画像における高周波数成分より少ないという結果になる。

仮に、組み合わせられた画像が大きなおよび小さな焦点画像の間の単なる平均であれば、組み合わせられた画像の周波数成分は、大きなおよび小さな焦点画像の周波数成分間の大体中間である平均を有するだろう。しかし、閾値が適切に選択された場合に、顕著に高い周波数成分を含む組み合わせ画像における領域は、小さな焦点画像から大部分が導出され、周波数成分が大きなおよび小さな焦点画像の間でほぼ同じである均一領域は、大きな焦点画像から導出される。故に、適切に選ばれた変化および均一の閾値に対し、組み合わせられた画像は、小さな焦点画像の周波数成分に接近している周波数成分を持つことが出来る。組み合わせられた画像の周波成分が、小さな焦点画像の周波数成分から著しく逸脱することが見受けられた場合に、変化領域に対する基準／閾値が強過ぎる場合は緩められるべきであるし、および／または、変化領域に対する基準／閾値が緩過ぎる場合は強められるべきである。

更に、均一および変化領域の関連するエリアは、特定の実施形態において、変化および均一領域に対する基準／閾値が修正され手直しされるべきかどうか評価するためのフィードバックとして使用することが出来る。

図７Ａは、図１Ａおよび１Ｂからの大きなおよび小さな焦点画像を使用している組み合わせられた画像である。図７Ａにおける組み合わせられた画像は、均一および変化領域を決定するために相互相関を使用して生成された。比較的高周波の領域（例えば、ステントおよび／またはワイヤ）は、両方の画像で選択された。小さな焦点画像から高周波数領域を対応させることにより、大きな焦点画像から比較的高周波数の領域を置き換える。レジストレーションは、二つの画像間で実行された。このレジストレーションは、最大尤度に対応する画像間の変換を見つけ出すために、切り取られた領域が小さな焦点画像から収集され、且つ相互相関係数が生成されることを含む。最大相互相関係数に対応する変換（例えば、空間回転や空間並進）は、大きな焦点画像の部分を小さな焦点画像の切り取られた画像部分と置き換えるために使用された。図７Ａの画像における境界やへりに対応する変化領域が、均一よりもノイズが多いことが見て取れる。これは、小さな焦点画像は、大きな焦点画像よりもノイズが多く、小さな焦点画像は、これらの変化領域において主に表現されているからである。

図７Ｂは、図１Ａと１Ｂからの大きなおよび小さな焦点画像を使用している組み合わせられた画像である。境界やへりに近い余分なノイズは、異なる画像数および／または異なる照射線量での画像を使用することにより、図７Ｂにおいて軽減されている。ノイズの出現は、照射線量において異なるために、小さなおよび大きな焦点で撮られた画像における画像とは異なる。この違いは、バックグラウンドにおける変化に依存する割り当てられた一時的な再帰的フィルタまたは空間的な一時的フィルタ（ａｐｐｒｏｐｒｉａｔｅｄ ｔｅｍｐｏｒａｌ ｒｅｃｕｒｓｉｖｅ ｏｒ ｓｐａｔｉａｌ ｔｅｍｐｏｒａｌ ｆｉｌｔｅｒ）の使用で、最小化される可能性がある。例えば、もしバックスラウンドに重大な動きが何もない場合、より高い重みの再帰的な一時的フィルタが使用されることもある。

図８は、本実施形態に説明された方法、例えば方法１００、２００、３００、４００を実行するために使用することが出来る例示的なＸ線診断装置のブロック概要図である。Ｘ線装置は、ガントリ８００とコンソール２００とを含む。ガントリ８００は、Ｘ線システム１１、コリメータシステム１２、寝台１３、検出システム１４、そしてガントリ制御トランスミッション回路１５を含む。

Ｘ線システム１１は、高電圧発生器８２０とＸ線管１０１とを含む。高電圧発生器８２０は、ガントリ制御トランスミッション回路１５の制御の下で高電圧をＸ線管１０１へと適用し、ガントリ制御トランスミッション回路１５の制御の下でフィラメント電流をＸ線管１０１へと供給する。Ｘ線管１０１は、高電圧発生器８２０から高電圧およびフィラメント電流を受ける被検体ＯＢＪに適用される予定のＸ線を生成する。

コリメータシステム１２は、Ｘ線管１０１から生成されたＸ線の軟Ｘ線をカットし、Ｘ線の強度分布を調整するフィルタ／減衰器８２１を含む。コリメータ８２２は、レントゲン写真を撮影する際のフィールドサイズに従って、開閉する。コリメータシステム１２は、最適化された照射線量でＸ線ビームを形成し、Ｘ線で被検体ＯＢＪを照射する。

検出システム１４は、検出器１０３とデータ収集システム（ＤＡＳ）１０４とを含む。検出器１０３は、Ｘ線管１０１から生成されたＸ線を検出する。検出器１０３は、二次元的に配置された複数の検出器素子を備えている。それぞれの検出器素子は、Ｘ線管１０１から生成されたＸ線を検出し、当該検出されたＸ線の強度に対応する電子信号（電流信号）を生成する。なお、検出器１０３として、Ｘ線受像デバイスを用いることも可能である。

生成された電子信号は、ＤＡＳ１０４へと供給される。ＤＡＳ１０４は、増幅器１０４Ａ、Ａ／Ｄコンバータ１０４Ｂ、そしてコントロールパネル１０４Ｃを含む。ＤＡＳ１０４は、検出器１０３を用いて電子信号を読み出し、コントロールパネル１０４Ｃを用いて当該読み出された電子信号を取得する。ガントリ制御トランスミッション回路１５は、Ｘ線撮像を実行するために、高電圧発生器８２０、減衰器８２１、コリメータ８２２、そしてコントロールパネル１０４Ｃを制御する。

コンソール２０は、前処理回路３２、再構成回路２２、ディスプレイ２３、操作デバイス２４、データ格納２５、そしてシステム制御回路２６を含む。

前処理回路２１は、ガントリ制御トランスミッション回路１５を用いて、ＤＡＳ１０４から提供されたローデータに対して、対数変換や感度補正などの前処理を実行する。前処理が実行されたデータは、投影データと呼ばれる。

再構成回路２２は、本実施形態に説明された方法１００、２００、３００、そして４００を含む、画像組み合わせ法を実行することが出来る。

ディスプレイ２３は、再構成回路２２によって、生成された画像を表示する。

操作デバイス２４は、入力デバイスを用いて、ユーザから様々なタイプの指示や情報入力を受け取る。

データ格納（メモリ）２５は、ローデータや、投影データや画像など様々なタイプのデータを格納する。更に、データ格納２５は、Ｘ線装置に対する制御プログラムや、本実施形態に説明された画像組み合わせ法を実行するための制御プログラムを格納する。

システム制御回路２６は、Ｘ線装置のメイン回路として機能する。システム制御回路２６は、データ格納２５に格納された制御プログラムを読出し、メモリへと当該プログラムをロードする。システム制御回路２６は、当該ロードされた制御プログラムに従って、Ｘ線装置における個別の回路を制御する。

図９は、例えば方法３００など、本実施形態に説明された方法で使用することが出来る例示的なＣＴスキャナ装置のブロック概要図である。図９に図示されるように、放射線ガントリ１００は側面から見て描かれており、Ｘ線管１０１、環状フレーム９０２、そして多列または２次元アレイ型Ｘ線検出器１０３を更に含む。Ｘ線管１０１およびＸ線検出器１０３は、環状フレーム９０２上に被検体ＯＢＪを横切って正反対に取り付けられ、環状フレーム９０２は、回転軸ＲＡの回りに回転可能に支持される。被検体ＯＢＪが図示された頁の奥の方向または手前の方向の軸ＲＡに沿って移動されながら、回転ユニット９０７は環状フレーム９０２を０．４秒／回転もの高速で回転させる。

Ｘ線ＣＴ装置は、様々なタイプの装置を含んでいる。第一の例では、Ｘ線管とＸ線検出器とが検査される被検体の周辺を一緒に回る回転／回転型機構がある。第二の例では、多数の検出器素子がリング状または水平状に配置されており、Ｘ線管のみが検査される被検体の周辺を回る固定／回転型機構がある。本実施形態は、いずれのタイプにも適用可能である。図９を参考に、回転／回転型機構が例示される。

マルチスライスＸ線ＣＴ装置は高電圧発生器９０９を更に含み、高電圧発生器９０９は、スリップリング９０８を通して、Ｘ線管１０１に印加される管電圧を生成するので、Ｘ線管１０１はＸ線を生成する。Ｘ線は、被検体ＯＢＪに向かって照射され、被検体ＯＢＪの断面領域が円で表される。Ｘ線検出器１０３は、被検体ＯＢＪを通り抜けて伝播してきた照射されたＸ線を検出するために、被検体ＯＢＪを挟んでＸ線管１０１から反対側に位置している。Ｘ線検出器１０３は、個々の検出器素子または検出器ユニットを更に含む。

ＣＴ装置は、Ｘ線検出器１０３から検出された信号を処理するための、その他のデバイスを更に含む。データ収集回路またはデータ収集システム（ＤＡＳ）１０４は、それぞれのチャンネルに対するＸ線検出器１０３からの出力信号を電圧信号に変換し、その電圧信号を増幅し、更にその電圧信号をデジタル信号へと変換する。Ｘ線検出器１０３およびＤＡＳ１０４は、１回転当たりの所定全投影数（ＴＰＰＲ）を処理するように構成されている。ＴＰＰＲの例としては、９００ＴＰＰＲ、９００−１８００ＴＰＰＲ、９００−３６００ＴＰＰＲを含むが、この限りではない。

上述のデータは、非接触データ送信装置９０５を通して、放射線ガントリ９００外部のコンソール内に収容された、前処理デバイス９０６に送られる。前処理デバイス９０６は、ローデータに関する感度補正など、特定の補正を実行する。メモリ９１２は、再構成処理直前のステージで、投影データとも呼ばれる結果データを格納する。メモリ９１２は、再構成デバイス９１４、入力デバイス９１５、ディスプレイ９１６と共に、データ／制御バス９１１を通して、システムコントローラ９１０に接続されている。システムコントローラ９１０は、ＣＴシステムを駆動させるのに十分なレベルに達するまで電流を制限する、電流調整器９１３を制御する。
検出器は、どんな世代のＣＴスキャナシステムであっても、患者に対して回転されるおよび／または固定される。一実施形態において、上述のＣＴシステムは、第三世代ジオメトリシステムと第四世代ジオメトリシステムとが組み合わせられた例であってもよい。第三世代ジオメトリシステムにおいて、Ｘ線管１０１とＸ線検出器１０３とは、環状フレーム９０２上に正反対に取り付けられ、環状フレーム９０２が回転軸ＲＡを軸として回るように、被検体ＯＢＪを軸として回転する。第四世代ジオメトリシステムにおいて、検出器は患者の周辺に固定して取り付けられており、Ｘ線管は患者の周辺を回る。代替的な実施形態において、放射線ガントリ９００は、Ｃアームおよびスタンドによって支持されている、環状フレーム９０２上に配置された多数の検出器を有する。

メモリ９１２は、Ｘ線検出器ユニット９０３でＸ線照射量を具体化した計測値を格納することができる。更に、メモリ９１２は、ＣＴ画像再構成、物質分解、そして本実施形態で述べられた方法を実行するための専用プログラムを格納していてもよい。

再構成デバイス９１４は、本実施形態で述べられたＣＴ画像再構成方法や画像組み合わせ方法を実行することが出来る。更に、再構成デバイス９１４は、必要に応じボリュームレンダリング処理や画像差分処理など、前再構成画像処理を実行することが出来る。前処理デバイス９０６によって実行された投影データの前再構成処理は、例えば検出器キャリブレーション、検出器非直線性、極性効果、ノイズバランシング、物質分解のための補正を含むことができる。

再構成デバイス９１４によって実行される後再構成処理は、画像フィルタリングや画像スムージング、ボリュームレンダリング処理、そして画像差分処理を、必要に応じて含むことが出来る。画像再構成処理は、フィルタ補正逆投影法、逐次画像再構成法、または確率論的再構成法を使用して、実行することが出来る。再構成デバイス９１４は、メモリ９１２を使って、例えば投影データ、再構成画像、キャリブレーションデータやパラメータ、そしてコンピュータプログラムを格納することができる。

再構成デバイス９１４は、特定用途向け集積回路(ＡＳＩＣ)、フィールドプログラマブルゲートアレイ(ＦＰＧＡ)、またはその他の複合プログラマブル論理デバイス(ＣＰＬＤ)など、個々の論理ゲートとして実行可能なＣＰＵ（処理回路）を含むことが出来る。ＦＰＧＡまたはＣＰＬＤ実行は、ＶＨＤＬ、ベリログ、またはその他のハードウェア記述言語でコード化されていてもよく、そしてそのコードはＦＰＧＡまたはＣＰＬＤにおいて直接電子メモリ内に格納されてもよいし、あるいは別箇の電子メモリとして格納されてもよい。更に、メモリ９１２は、ＲＯＭ、ＥＰＲＯＭ、ＥＥＰＲＯＭ（登録商標）、またはＦＬＡＳＨメモリなど、不揮発性メモリであってもよい。マイクロコントローラやマイクロプロセッサなどメモリ９１２は、ＦＰＧＡまたはＣＰＬＤとメモリ９１２との間の相互作用と同様、電子メモリを管理するために、提供されていることがある。

代替的に、再構成デバイス９１４におけるＣＰＵは、本実施形態で説明された機能を実行する一連のコンピュータ読み取り可能命令を含んでいるコンピュータプログラムを実行することが出来、当該コンピュータプログラムは、任意の上で説明された非一時的電子メモリおよび／またはハードディスクドライブ、ＣＤ、ＤＶＤ、ＦＬＡＳＨドライブ、またはその他の任意の既知の格納媒体に格納されている。更に、コンピュータ可読指示は、ユーティリティアプリケーション、バックグラウンドデーモン、またはオペレーティングシステムの構成要素、またはそれらの組み合わせで提供されてもよい。

一実施形態において、再構成画像は、ディスプレイデバイス９１６上に映し出すことが可能である。ディスプレイ９１６は、ＬＣＤディスプレイ、ＣＲＴディスプレイ、プラズマディスプレイ、ＯＬＥＤ、ＬＥＤ、または当業者にとって既知のその他のディスプレイであってもよい。メモリ９１２は、ハードディスクドライブ、ＣＤ-ＲＯＭドライブ、ＤＶＤドライブ、ＦＬＡＳＨドライブ、ＲＡＭ、ＲＯＭ、または当業者にとって既知のその他の格納メディアであってもよい。

図１１は、本実施形態に説明された方法３００や４００などを使用することが出来る、例示的なコーンビームＣＴスキャナ装置（ＣＢＣＴスキャナとしても知られる）のブロック概要図である。ＣＢＣＴは、患者など被検体の周りを回転する。関心領域は、コーンビームの視野の中心に位置している。関心領域にわたる一回の回転から、デジタルボリュームを生み出すために集められ再構成される、ボリュームデータセットを収集する。デジタルボリュームは、処理回路や関連する専用のソフトウェアを用いて、操作され視覚化することが可能な、解剖学的データの三次元ボクセルを含む。

例示的な実施形態に従う、計算デバイス１０００のハードウェア記述が図１０を参考に説明される。計算デバイス１０００は、組み合わせられたデバイスかまたは、一つ以上の個別のデバイスとして、図９に図示されており、システムコントローラ９１０、再構成デバイス９１４、メモリ９１２、ディスプレイデバイス９１６、入力デバイス９１５、および／または前処理デバイス９０６を含む。更に、ガントリは、図８に図示されている通り、変換回路１５、前処理回路２１、再構成回路２２、システム制御回路２６を制御する。

計算デバイス１０００は、本実施形態に説明された方法を実行するＣＰＵ１００１を含む。例えば、計算デバイス１０００は、投影データが前もって収集されて計算デバイス１０００のメモリ１００２かディスク１００４に格納された場合に、方法１００、２００、３００、４００のうちの一つを実行可能である。投影データおよび指示は、メモリ１００２に格納出来る。これらのプロセスおよび指示も、ハードディスクドライブ（ＨＤＤ）またはポータブル格納媒体など格納媒体ディスク１００４に格納することがあるし、または遠隔的に格納することもある。更に、主張された特徴は、プロセスの指示が格納されるコンピュータ可読媒体の形式に拘泥されない。例えば、指示は、ＣＤ、ＤＶＤ、ＦＬＡＳＨメモリ、ＲＡＭ、ＲＯＭ、ＰＲＯＭ、ＥＰＲＯＭ、ＥＥＰＲＯＭ、ハードディスクまたは、サーバーまたはコンピュータなど、計算デバイス１０００とやりとりをする任意のその他の情報処理デバイスに、格納することが出来る。

主張された特徴は、ユーティリティアプリケーション、バックグラウンドデーモン、またはオペレーティングシステムの構成要素、またはそれらの組み合わせで提供されてもよく、所定のオペレーティングシステムや、当業者にとっては既知のその他のオペレーティングシステムがＣＰＵ１００１と一体となって実行する。

計算デバイス１０００は、様々な回路要素で実現することが出来る。例えば、ＣＰＵ１００１は、当業者には認識されているであろうその他のプロセッサタイプとすることが出来る。代わりに、ＣＰＵ１００１は、上および下で説明された発明のプロセスの命令を実行するために並行して協同的に動く、マルチプルプロセッサとして実行することが出来る。

図１０の計算デバイス１０００は、ネットワーク１０３３とインターフェースを取るために、ネットワークコントローラ１００６も含む。認識されている通り（Ａｓ ｃａｎ ｂｅ ａｐｐｒｅｃｉａｔｅｄ）、ネットワーク１０３３は、インターネットなど公共ネットワークや、ＬＡＮまたはＷＡＮネットワークなど私的なネットワークや、これらの任意の組み合わせでも良く、ＰＳＴＮまたはＩＳＤＮサブネットワークを含んでも良い。ネットワーク１０３３は、イーサネット（登録商標）ワークのように有線で接続されていても良いし、または３Ｇや４Ｇ無線セルラーシステムを含むセルラーネットワークのような無線でも良い。無線ネットワークは、既知の通信の無線形式であっても良い。

計算デバイス１０００は、ディスプレイ１０１０とインターフェースを取るために、グラフィックスアダプタなど、ディスプレイコントローラ１００８を更に含む。一般的な用途Ｉ／Ｏインターフェース１０１２は、タッチスクリーンパネル１０１６がディスプレイ１０１０にあるまたは離れているのと同様に、キーボードおよび／またはマウス３１４とインターフェースを取る。

一般的な用途Ｉ／Ｏインターフェース１０１２は、様々な周辺機器１０１８にも接続している。サウンドコントローラ１０２０は、スピーカ／マイク１０２２とインターフェースを取るために、計算デバイス１０００においても提供されており、それにより音および／または音楽を提供しおよび／受け取っている。

一般的な用途ストレージコントローラ１０２４は、格納媒体ディスク１００４を、通信バス１０２６と接続する。通信バス１０２６は、計算デバイス１０００の全ての要素の相互に接続するために、ＩＳＡ、ＥＩＳＡ、ＶＥＳＡ、ＰＣＩ、または同様の物（ｏｒ ｓｉｍｉｌａｒ）でも良い。ディスプレイ１０１０、キーボードおよび／またはマウス１０１４についての一般的な特徴や機能性の説明は、ディスプレイコントローラ１００８、ストレージコントローラ１０２４、ネットワークコントローラ１００６、サウンドコントローラ１０２０、そして一般的な用途Ｉ／Ｏインターフェース１０１２についての説明と同様、ここでは簡略化する。

図１２は、カーネル関数（つまり、特定の状況の下での点広がり関数）を選ぶために使用される例示的なルックアップテーブル１２００である。所定のＸ線システムは、Ｘ線源で適用された電流ミリアンペア（ｍＡ）やピークキロボルテージ（ｋＶｐ）、そして焦点サイズ（ＦＳ）を含む、特定の特性やパラメータを本来備えている。これらのパラメータは、結果的なカーネル関数を決定するためのルックアップテーブル１２００への指数として、使用することが出来る。代わりに、特定のカーネル関数またはカーネル関数の部分集合に対応する解像度が所望された場合、ルックアップテーブル１２００は、Ｘ線源で適用された電流ミリアンペア（ｍＡ）やピークキロボルテージ（ｋＶｐ）、そして所望の空間分解能を達成出来る焦点サイズ（ＦＳ）を決定するために使用することも出来る。更に、Ｘ線源で適用された電流ミリアンペア（ｍＡ）やピークキロボルテージ（ｋＶｐ）、そして焦点サイズ（ＦＳ）の選択は、所望の照射線量によって更に誘導されることも可能である。特定の実施形態において、所望の解像度と照射線量とに出来るだけ近くなるように、トレードオフをもたらすこともある。

ｍＡｓは管電流と照射時間との積であるが、その積は放射線強度の制御因子である。

ｋＶｐは、Ｘ線管にわたって適用される最大電圧である。ｋＶｐは、Ｘ線管において加速された電子の運動エネルギーとＸ線照射スペクトラムのピークエネルギーと、を決定する。ｋＶｐは、間接的にレントゲン写真のコントラストにも影響する。Ｘ線管における電子流のエネルギーが増えるにつれて、より高いエネルギー電子から作られたより高いエネルギーＸ線光子は、被検体の身体のセルを貫通し画像レセプタに到達する可能性がより高い。これは、レントゲン信号の大きさが増すという結果になる。しかし、散乱したＸ線は、レントゲン信号の大きさが増えるという結果の一因にもなり、ここでビームのｋＶｐが高くなれば、より散乱が生じるということである。

焦点サイズと分布は、それぞれのＸ線装置によって変わる可能性がある。焦点サイズと分布は、開口部サイズや電子ビーム源の分布、電離放射線スペクトラムの波長、そして焦点距離に依存する。Ｘ線装置は、所望のアプリケーションによって、異なる焦点サイズや分布で構成されている可能性がある。例示のために与えられた一実施形態において、小、中、大の焦点サイズが、ルックアップテーブル１２００で使用されている。しかし、その他の命名規則や焦点サイズ数が、ここに説明された実施形態によって検討される。

変数ＦＳ、ｋＶｐ、そしてｍＡは、図１２のルックアップテーブルで使用されている。しかし、特定のＸ線システムに関するその他の変数が使用出来る。図１２において、ＦＳ、ｋＶｐ、ｍＡのそれぞれの変数に対する三つの値は、説明を簡単にするために使用されている。しかし、焦点サイズの決定に用いるパラメータはｋＶｐ、ｍＡのみに限定されず、例えば撮像ウィンドウの継続時間（照射パルスの時間幅）、ビームフィルタ（線質フィルタ）、コリメータ特性、フレームレート等の少なくともいずれかを追加的に採用し、ルックアップテーブルを定義するようにしてもよい。なお、撮像ウィンドウの継続時間は、一旦決定された後も、自動露光装置（ＡＥＣ）等によって調整される。従って、撮像ウィンドウの継続時間を焦点サイズの決定に用いるパラメータに採用した場合、焦点サイズは、自動露光装置等による調整後の値を用いて適宜更新されることになる。

特定の実施形態において、焦点サイズ、ビームフィルタやｋＶｐは、撮像システムの様々な臨床または研究アプリケーションに従って、予め定めた照射線量と解像度とを収集するために選択することが出来る。例えば、様々なプロトコルは、所定のセットの画像に対する焦点の異なるサイズの相対値または絶対値を設定するために、使用することが可能である。また、アプリケーションは、組み合された画像（つまり、画像比）における大きなおよび小さな焦点画像間の割合に影響を与える可能性がある。画像比の選択も、アプリケーションや治療の特質に依存するだろう。高解像度が必須条件ではないアプリケーションに対しては、および／または、低画質被検体が大きな特徴と共に低コントラスト被検体の性質を表す場合に、その場合に高ＳＮＲは画質を決定するというより目立つ役割を担うことになり、その結果、小さな焦点画像に関連する大きな焦点画像からの、より大きな寄与の選択をより最適にする。代わりにまたは組み合わせる場合であっても、個別の大きなおよび小さな焦点画像のパラメータは、低コントラストで特徴が粗めに描かれている（ｌａｒｇｅ ｆｅａｔｕｒｅｓ）場合に画質を改善するために、より低い解像度を犠牲にして、照射線量を増やすように調整することが出来る。

他方で、高コントラストで特徴が細かい所まで描かれている（ｆｉｎｅ ｆｅａｔｕｒｅｓ）場合に、当業者には理解されている通り、上の処理を逆転して良い。例えば、もしステント支柱が画像化されていれば、小さな焦点からの寄与は、より重く重みづけることが出来る場合がある。

更に、当業者には理解される通り、異なるＸ線源パラメータと焦点サイズとに対応する任意数の画像が、組み合わせられた画像を生成するために組み合わせられることが検討される。すなわち、さらに大きな焦点（或いはさらに小さな焦点）に対応するＸ線画像、或いは中間的な焦点サイズに対応するＸ線画像をさらに少なくとも一つ採用し、これを用いて少なくとも三つの焦点サイズに対応する各Ｘ線画像を用いて、本実施形態の手法に従って合成画像を生成するようにしてもよい。

以上述べた構成によれば、少なくとも二つ以上の異なる焦点サイズで撮影された複数の画像を用いて合成画像を生成することができる。当該合成画像は、大きな焦点に対応するＸ線画像の解像度よりも高い解像度を有し、小さな焦点に対応するＸ線画像の信号対ノイズ比よりも大きい信号対ノイズ比を有するものとなっている。従って、小さな焦点画像に比べてより良い信号対ノイズ比（ＳＮＲ）と、大きな焦点画像に比べてより高い解像度と、を達成するＸ線画像を実現することができる。

以上幾つかの実施形態について述べたが、これらは単に例示的な構成を開示説明しているに過ぎない。当業者に理解される通り、本実施形態は、その精神また本質的特徴から乖離することなく、他の具体的な態様で実施されてよい。従って、本実施形態は、例示のためのものであって、請求項を含む、開示の範囲の制限を意図するものではない。本実施形態は、ここにおける教示からのいかなる容易認識可能な変形も含め、前述の請求項中の用語の範囲を、発明の主題を公衆の自由に供することなく、一部分において定義するものである。

１１…Ｘ線システム
１２…コリメータシステム
１４…検出システム
１５…ガントリ制御トランスミッション回路
２０…コンソール
２１…前処理回路
２２…再構成回路
２３…ディスプレイ
２４…操作デバイス
２５…データ格納
２６…システム制御回路
３２…前処理回路
１００…放射線ガントリ
１０１…Ｘ線管
１０３…検出器
１０４…データ収集システム
１０４Ａ…増幅器
１０４Ｂ…Ａ／Ｄコンバータ
１０４Ｃ…コントロールパネル
１２０…高電圧発生器
２００…コンソール
３１４…マウス

Claims (19)

1. 被検体に関し、Ｘ線源の第一の焦点サイズに対応する第一のＸ線画像と、前記第一の焦点サイズよりも大きい第二の焦点サイズに対応する第二のＸ線画像と、を取得する取得部と、
   前記第一のＸ線画像と前記第二のＸ線画像とを用いた合成画像を生成する画像生成部と、
   を具備する放射線撮影装置。
2. 前記画像生成部は、前記第二のＸ線画像の解像度よりも高い解像度を有する前記合成画像を生成する請求項１記載の放射線撮影装置。
3. 前記画像生成部は、前記第一のＸ線画像の信号対ノイズ比よりも大きい信号対ノイズ比を有する前記合成画像を生成する請求項１又は２記載の放射線撮影装置。
4. 前記画像生成部は、
   前記第一のＸ線画像及び前記第二のＸ線画像のそれぞれにおいて画素値の変化が大きい変化領域を決定し、
   前記第一のＸ線画像及び前記第二のＸ線画像のそれぞれにおいて画素値の変化が小さい均一領域を決定し、
   前記均一領域においては前記第二のＸ線画像を基準として、前記変化領域においては前記第一のＸ線画像を基準として、前記合成画像を生成する
   請求項１乃至３のうちいずれか一項記載の放射線撮影装置。
5. 前記画像生成部は、
   高周波数成分を通過させ且つ第一の周波数成分をカットオフする第一のフィルタを使用して前記第一のＸ線画像をフィルタリングし、
   低周波数成分を通過させ且つ第二の周波数成分をカットオフする第二のフィルタを使用して前記第二のＸ線画像をフィルタリングし、
   前記フィルタリングされた前記第一のＸ線画像と前記フィルタリングされた前記第二のＸ線画像とを用いて、前記合成画像を生成する
   請求項１乃至４のうちいずれか一項記載の放射線撮影装置。
6. 前記第一の周波数成分は、前記第二のＸ線画像の解像度及び前記第二の焦点サイズの少なくとも一方を基準として決定され、
   前記第二の周波数成分は、前記第一の周波数成分を基準として決定される
   請求項５記載の放射線撮影装置。
7. 前記第一のフィルタは、前記第一の周波数成分よりも周波数が高い成分をカットオフし、前記第一のＸ線画像の解像度及び前記第一の焦点サイズの少なくとも一方に応じて決定される成分を通過させる請求項５又は６記載の放射線撮影装置。
8. 前記画像生成部は、
   前記第二のＸ線画像のウェーブレット変換の低周波数成分を使用して前記第二のＸ線画像から低周波数画像を決定し、
   前記第一のＸ線画像のウェーブレット変換の高周波数成分を使用して前記第一のＸ線画像から高周波数画像を決定し、
   前記低周波数画像と前記高周波数画像とを用いて、前記合成画像を生成する
   請求項１乃至７のうちいずれか一項記載の放射線撮影装置。
9. 前記画像生成部は、
   前記Ｘ線源から前記被検体までの距離（ＳＯＤ）に対する、前記Ｘ線源から前記第一のＸ線画像及び前記第二のＸ線画像の取得に用いられたＸ線検出器までの距離（ＳＩＤ）の比率を使用して決定された倍率と、前記第一の焦点サイズおよび前記Ｘ線検出器が有する複数の検出器素子間の距離とに基づいて、前記第一のＸ線画像の点広がり関数を決定し、
   前記倍率と、前記第二の焦点サイズと、前記Ｘ線検出器が有する複数の検出器素子間の前記距離とに基づいて、前記第二のＸ線画像の点広がり関数を決定する、
   請求項１乃至８のうちいずれか一項記載の放射線撮影装置。
10. 前記Ｘ線源の管電流、前記Ｘ線源の管電圧、線質フィルタ特性、コリメータ特性、撮影時間、フレームレートのうちの少なくとも一つに基づいて、前記第一の焦点サイズ及び前記第二の焦点サイズを決定する決定部をさらに具備する請求項１乃至９のうちいずれか一項記載の放射線撮影装置。
11. 前記第一のＸ線画像及び前記第二のＸ線画像は、Ｘ線コンピュータ断層撮影によって撮影された投影データ、又は当該投影データを用いて再構成された再構成画像である請求項１乃至１０のうちいずれか一項記載の放射線撮影装置。
12. 前記第一のＸ線画像及び前記第二のＸ線画像は、マルチエネルギー撮影によって撮影された物質成分投影データ、又は当該物質成分投影データを用いて再構成された物質成分画像である請求項１乃至１０のうちいずれか一項記載の放射線撮影装置。
13. 前記画像生成部は、前記第一のＸ線画像と前記第二のＸ線画像との差分画像を生成し、
    前記差分画像についてウェーブレット変換を実行し、
    前記ウェーブレット変換された前記差分画像に基づいて、前記変化領域及び前記均一領域を決定する
    請求項４記載の放射線撮影装置。
14. 前記画像生成部は、エッジ検出法を使用して前記変化領域を決定する請求項４記載の放射線撮影装置。
15. 回転単位で焦点サイズを切替ながら第一の投影データ及び第二の投影データを撮影する単一スキャン、又はビュー単位で焦点サイズを切替ながら前記第一の投影データ及び前記第二の投影データを撮影する多重スキャン、のいずれかで撮影する制御部をさらに具備する請求項１乃至１２のうちいずれか一項記載の放射線撮影装置。
16. 制御部をさらに具備し、
    前記制御部は、
    前記Ｘ線源の第一のビームフィルタと第一のｋＶｐ値と第一の管電流と第一のパルス幅を選択して前記第一の焦点サイズを決定し、
    前記Ｘ線源の二のビームフィルタと第二のｋＶｐ値と第二の管電流と第二のパルス幅を選択して前記第二の焦点サイズを決定する
    請求項１乃至１３のうちいずれか一項記載の放射線撮影装置。
17. 前記制御部は、
    自動露光装置によって前記第一のパルス幅が変更された場合には、変更後の前記第一のパルス幅を用いて前記第一の焦点サイズを決定し、
    自動露光装置によって前記第二のパルス幅が変更された場合には、変更後の前記第二のパルス幅を用いて前記第二の焦点サイズを決定する
    請求項１６記載の放射線撮影装置。
18. 制御部をさらに具備し、
    前記制御部は、
    前記合成画像の解像度を上げる信号に基づいて前記第一の焦点サイズを制御し、
    前記合成画像の信号対ノイズ比を上げる信号に基づいて前記第二の焦点サイズを制御する
    請求項１乃至１３のうちいずれか一項記載の放射線撮影装置。
19. 前記取得部は、前記被検体に関し、前記Ｘ線源の第三の焦点サイズに対応する第三のＸ線画像を取得し、
    前記画像生成部は、前記第一のＸ線画像、前記第二のＸ線画像、前記第三のＸ線画像を用いて前記合成画像を生成する
    請求項１乃至１５のうちいずれか一項記載の放射線撮影装置。