JP4686147B2 - 画像データ処理装置 - Google Patents

Description

本発明は、画像データ処理装置及び画像データ処理方法に係り、とくにＸ線ＣＴ（コンピュータ断層撮影）スキャナなどのモダリティで収集された３次元画像データに、後処理としての、画像ボケ低減のための補正を施すようした画像データ処理装置及び画像データ処理方法に関する。

近年、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）装置として、Ｘ線ＣＴ装置が広く普及してきており、医療用のみならず、工業用にもその用途を広げている。

このＸ線ＣＴ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ＣＴ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ＣＴ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（例えば４列、８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３次元画像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３次元画像データは、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３次元画像データを得ることができる。このため、この３次元画像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、３次元画像データ（ボリュームデータとも呼ばれる）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ＣＴ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装置から得られた３次元画像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

しかしながら、上述した血管の狭窄率や瑠の測定を行う場合、３次元画像データ自体に、Ｘ線スキャナで撮影（スキャン）を行うときのスキャナ自体の基本性能や撮影（スキャン）の条件に依存する空間分解能（具体的に、画素値の「ボケ」成分に因る空間分解能）の低下の問題がある。

例えばスライス厚の如何によって被検体の体軸方向（通常、寝台の長手方向：Ｚ軸方向）の分解能が変化する。スライス厚を厚くすると、かかる体軸方向に「ボケ」が生じて、その体軸方向の分解能が低下し、画質が劣化する。「ボケ」は高Ｘ線吸収率の小粒をスキャンして空間周波数成分の振幅をＰＳＦ（point spread function)で調べることにより求められる。狭窄率の測定において、画像データに「ボケ」成分が生じていると、血管が実際の太さよりも太い値に測定されるので、狭窄率の測定値の誤差が大きくなって、測定に対する信頼度が低下していた。

しかも、上述したボケ成分に因る空間分解能は、上述したＺ軸方向と、これに直交するＸ軸方向及びＹ軸方向とでは更に異なるという問題ある。つまり、Ｘ線ＣＴ装置により得られた３次元画像データに空間分解能の指向性が存在することから、誤差成分が方向に応じてばらついて、画質が不安定になっていた。

なお、前述した特許文献１，２においても、Ｘ線ＣＴ装置を含む医用装置で得られた３次元画像データを用いているにも関わらず、上述した「ボケ」成分に対する配慮はなされていない。

本発明は、上述した事情に鑑みてなされたものであり、異なる撮影装置や種々の撮影条件で撮影された３次元画像データであっても、その３次元画像データから各画素のボケ成分を確実に減らし、その３次元画像データに実施する画像処理の結果の高精度化及び高品質化を図ることを、その目的とする。

上記目的を達成するため、本発明の１つの側面として、画像データ処理装置が提供される。この画像データ処理装置は、放射線ＣＴ装置を用いて、与えられた撮影パラメータの下で対象物である被検体をスキャンして収集されたデータを再構成して得た３次元画像データを処理する画像データ処理装置であり、前記撮影パラメータは、少なくともＸ線焦点サイズ、検出器開口幅、および焦点―中心間距離の１つを含む前記放射線ＣＴ装置の基本性能に関するパラメータと、前記データ収集時に任意に設定される、少なくとも再構成時のスライス厚、再構成アルゴリズムの種類、再構成条件、再構成関数、ピクセルサイズ、ヘリカルスキャン時のヘリカルピッチの少なくとも１つを含む撮影に関するパラメータとを有し、前記画像データの画素毎のボケを軽減するためのボケ関数を、前記放射線ＣＴ装置の基本性能に関するパラメータ、および前記データ収集時に任意に設定される撮影に関するパラメータの少なくとも一方に応じて、前記３次元画像データにおける前記被検体の体軸方向に設定するボケ関数設定手段と、このボケ関数設定手段により設定されたボケ関数を用いて前記画像データにボケ軽減のための補正処理を施す補正手段と、を備えたことを特徴とする。

前記撮影パラメータは、例えば、スキャン時及び再構成時のスライス厚、再構成アルゴリズムの種類、再構成条件、再構成関数、ピクセルサイズ、ヘリカルスキャン時のヘリカルピッチを含む。

また、本発明の別の態様に係る装置は、スキャンして得た画像データのボケを実質的に最小化する装置である。この装置は、既知の対象をスキャンして第１の画像データを生成するとともに関心対象をスキャンして第２の画像データを生成するスキャンユニットと、前記スキャンユニットに接続され、且つ、前記既知の対象からの前記第１の画像データに基づいてＰＳＦ（point spread function：点像分布関数）を決め、このＰＳＦを、少なくとも前記スキャンを行う装置に依存した装置依存パラメータ、及び撮影条件パラメータを含むパラメータの組合せに応じて補正して改善されたＰＳＦを生成し、この改善されたＰＳＦで前記第２の画像データをデ・コンボリューションの処理に処して当該第２の画像データのボケを実質的に最小化するデータ処理ユニットと、を備え、前記装置依存パラメータは、スキャン時のＸ軸方向の焦点サイズを示すパラメータ、Ｚ軸方向の焦点サイズを示すパラメータ、前記Ｘ軸方向における検出器開口を示すパラメータ、焦点と回転中心との間の距離を示すパラメータの少なくとも１つを有し、前記撮影条件パラメータは、検出器のコリメータによるスライス厚を示すパラメータ、再構成時のスライス厚を示すパラメータ、前記再構成用のコンボリューション・フィルタの種類を示すパラメータ、再構成モードの種類を示すパラメータ、画素サイズを示すパラメータ、及び、ヘリカルピッチを示すパラメータの少なくとも１つを有する、ことを特徴とする。

さらに、本発明の別の態様に係る装置は、画像データのボケを実質的に最小化する装置であり、既知の対象をスキャンして第１の３次元画像データを生成するとともに関心対象をスキャンして第２の３次元画像データを生成するスキャンユニットと、前記スキャンユニットに接続され、且つ、前記既知の対象からの前記第１の３次元画像データに基づいてＰＳＦ（point spread function：点像分布関数）を決め、このＰＳＦを、少なくとも前記スキャンを行う装置に依存した装置依存パラメータ、及び撮影条件パラメータを含むパラメータの組合せに応じて補正して改善されたＰＳＦを生成し、この改善されたＰＳＦで前記第２の３次元画像データをデ・コンボリューションの処理に処して当該第２の３次元画像データのボケを実質的に最小化するデータ処理ユニットと、を備え、前記装置依存パラメータは、スキャン時のＸ軸方向の焦点サイズを示すパラメータ、Ｚ軸方向の焦点サイズを示すパラメータ、前記Ｘ軸方向における検出器開口を示すパラメータ、焦点と回転中心との間の距離を示すパラメータの少なくとも１つを有し、前記撮影条件パラメータは、検出器のコリメータによるスライス厚を示すパラメータ、再構成時のスライス厚を示すパラメータ、前記再構成用のコンボリューション・フィルタの種類を示すパラメータ、再構成モードの種類を示すパラメータ _n 、画素サイズを示すパラメータ、及び、ヘリカルピッチを示すパラメータの少なくとも１つを有する。

一方、本発明に係る画像データ処理方法は、放射線ＣＴ装置を用いて、与えられた撮影パラメータの下で対象物である被検体をスキャンして収集されたデータを再構成して得た３次元画像データを処理する画像データ処理方法において、前記撮影パラメータは、少なくともＸ線焦点サイズ、検出器開口幅、および焦点―中心間距離の１つを含む前記放射線ＣＴ装置の基本性能に関するパラメータと、前記データ収集時に任意に設定される、少なくとも再構成時のスライス厚、再構成アルゴリズムの種類、再構成条件、再構成関数、ピクセルサイズ、ヘリカルスキャン時のヘリカルピッチの少なくとも１つを含む撮影に関するパラメータとを有し、前記画像データの画素毎のボケを軽減するためのボケ関数を、前記放射線ＣＴ装置の基本性能に関するパラメータ、および前記データ収集時に任意に設定される撮影に関するパラメータの少なくとも一方に応じて、前記３次元画像データにおける前記被検体の体軸方向に設定し、この設定されたボケ関数を用いて前記画像データにボケ軽減のための補正処理を施す、ことを特徴とする。

本発明は、以上のように、典型的な構成及び基本的な作用効果を有するが、その他の作用効果は添付の図面の記載及び以下に説明する発明の実施の形態を通して明らかになる。

本発明によれば、撮影された３次元画像データから、撮影装置の基本性能や撮影条件に因るボケ成分を画素毎に確実に減らし、その３次元画像データを用いる画像処理の結果を高精度化及び高品質化させることができる画像データ処理装置及び画像データ処理方法を提供することができる。

以下、本発明の１つの実施の形態を、図１〜３に基づいて説明する。

図１には、この実施形態に係る、放射線ＣＴ装置としての、Ｘ線ＣＴ装置の一形態であるマルチスライスＣＴ装置の構成を示している。このマルチスライスＣＴ装置は、マルチスライスのヘリカルスキャンを行うことができるのみならず、コンベンショナルスキャン（シングルスライススキャン及びマルチスライススキャン）を実行できるようになっている。

このマルチスライスＣＴ装置１０は、図１に示すように、被検体（例えば患者）Ｐを載置させる図示しない寝台と、被検体Ｐを挿入して診断を行うための診断用開口部ＯＰを有し、被検体Ｐの投影データの収集を行う架台Ｇと、架台Ｇの全体の動作を制御するとともに、投影データを収集して画像再構成処理や画像表示等を行うデータ処理ユニットＵとを備えている。

寝台は、図示しない寝台駆動部の駆動により、その長手方向にスライド可能な天板を有する。通常、被検体Ｐは、その体軸方向が長手方向に一致するように載置される。

架台Ｇは、その診断用開口部ＯＰに挿入された被検体Ｐを挟んで対向配置された放射線源としてのＸ線管１１と、放射線検出器としての２次元Ｘ線検出器１２及びデータ収集装置（ＤＡＳ１３）を含むＸ線検出器システム１４とを備えるほか、非接触のデータ伝送装置１５、架台駆動部１６、及びスリップリング１７を備えている。

Ｘ線管１１及びＸ線検出器システム１４（Ｘ線検出器１２及びＤＡＳ１３を含む）は、架台Ｇ内で回転可能な回転リング２１に設けられており、架台駆動部１６からの駆動制御により回転リング２１が回転する。これにより、Ｘ線管１１及びＸ線検出器システム１４は、架台Ｇの診断用開口ＯＰ内に挿入された被検体Ｐの体軸方向に平行な回転中心軸の周りに両者が一体で回転可能になっている。回転リング２１は、１回転あたり１秒以下という高速速度で回転駆動される。

Ｘ線管１１は、有効視野領域ＦＯＶ内に載置された被検体Ｐに対してコーンビーム(四角錐)状又はファンビーム状のＸ線を発生する。Ｘ線管１１には、Ｘ線の曝射に必要な電力（管電圧、管電流）が高電圧発生装置１８からスリップリング１７を介して供給される。これにより、Ｘ線管１１は、回転中心軸に並行なスライス方向及びこのスライス方向に直交するチャンネル方向の２方向に広がる、いわゆるコーンビームＸ線又はファンビームＸ線を発生させることができる。通常の診断では、被検体Ｐが寝台の長手方向に沿って天板に載るので、スライス方向は被検体Ｐの体軸方向に一致する。

なお、架台Ｇ内において、Ｘ線管１１と被検体Ｐとの間には、Ｘ線管１１のＸ線焦点から曝射されたコーン状又はファン状のＸ線ビームを整形し、所要の大きさのＸ線ビームを形成するためのコリメータ１９が設けられている。

また、データ処理ユニットＵは、ホストコントローラ２０を中心として、データ補正等の前処理を行う前処理装置２１、記憶装置２２、補助記憶装置２３、データ処理装置２４、再構成装置２５、入力装置２６、及び表示装置２７がデータ／制御バス２８を介して相互に接続されている。

さらに、このバス２８は外部の画像処理装置３０に接続されている。この画像処理装置３０は、補助記憶装置３１、データ処理装置３２、再構成装置３３、入力装置３４、及び表示装置３５を備えている。

Ｘ線検出器１２による検出動作は、その１回転（約１秒）の間に、例えば１０００回程度繰り返される。これにより、Ｍ×Ｎチャンネル分の膨大な２次元投影データが１秒（１回転）あたり例えば１０００回発生する。そのため、この膨大でしかも高速に発生する２次元投影データを殆ど時間遅れなく伝送するために、ＤＡＳ１３及び非接触データ伝送装置１５の動作は超高速で実行される。

データ処理装置Ｕに送られたデジタル量の投影データは前処理装置２１に送られる。前処理装置２１は、この投影データに感度補正やＸ線強度補正等を施す。前処理装置２１で感度補正やＸ線強度補正等を受けた３６０゜分、例えば１０００セット（１０００ビュー）の２次元投影データは補助記憶装置２３に一旦記憶される。再構成装置２５は、補助記憶装置２３に記憶された投影データにファンビーム再構成方式又はコーンビーム再構成方式の再構成処理を施して各スライスの断層像データを生成（再構成）する。これにより、実空間の３次元画像データが得られ、この３次元画像データが記憶装置２２に格納される。

本実施形態にあっては、上述のように再構成された３次元画像データに対して、データ処理装置２４が本発明に係るボケ軽減のための画像データ処理を後処理として実行するようになっている。

以下、この画像データ処理の内容を説明する。なお、今の説明では、かかる画像データ処理をマルチスライスＣＴ装置１０と一体のデータ処理装置２４で実行するとしているが、この画像データ処理はマルチスライスＣＴ装置１０と一体の再構成装置２５で実行するようにしてもよいし、さらには、外部の画像処理装置３０におけるデータ処理装置３２や再構成装置３３で実行するようにしてもよい。さらに、かかる画像データ処理を、マルチスライスＣＴ装置１０とは別体のコンピュータ装置で実行するようにしてもよい。このため、これらのデータ処理装置２４，３２、再構成装置２５，３３、及び別体のコンピュータ装置は、本発明に係る画像データ処理装置を機能的に実現することができる。

図２に示すように、画像データ処理装置としてのデータ処理装置２４は、まず、前述のように収集・保管されている、例えば造影剤投与の元で撮影された３次元画像データを記憶装置２２から読み出す（ステップＳ１）。

次いで、データ処理装置２４は、医用装置としてのマルチスライスＣＴ装置１０の基本性能を示す基本性能情報（例えばＸ線焦点サイズ、検出器開口幅、焦点−中心間距離など）及び撮影時に計画した撮影条件（例えばスキャン時及び再構成時のスライス厚、再構成アルゴリズムの種類、再構成条件、再構成関数、ピクセルサイズ、ヘリカルスキャン時のヘリカルピッチ、撮影対象が血管であるときの血管の角度などのパラメータを含む）を記憶装置２２から読み出す（ステップＳ２）。このとき、撮影条件には、少なくともキャン時及び再構成時のスライス厚を表す情報が含まれることが好適である。さらに、この撮影条件には、少なくともスキャン時及び再構成時のスライス厚、及び、再構成アルゴリズムの種類を表す情報が含まれることが好適である。

この準備が済むと、データ処理装置２４は、上述の如く読み込んだ基本性能情報及び撮影条件を反映させた画素毎のボケ補正関数を設定する。

ここで、「ボケ」とは前述したように、ＰＳＦ（point spread function）でその程度を知ることができる空間分解能の状態を表している。

いま、ボケが無い真の３次元画像データＤ１を想定すると（図３（ａ）参照）、装置の基本性能や撮像条件の状態に応じて収集データにボケ成分が重畳（コンボリューション）し、このボケ成分を含んだ３次元画像データＤ２が得られていると考えられる（図３（ｃ）参照：図３の矢印Ａ１，Ａ２参照）。このため、ボケ成分を含んだ３次元画像データＤ２に何等かのボケ成分除去用の補正処理を施すことができれば、ボケが無い（又はボケ成分が少ない）３次元画像データＤ１´を得ることができる筈である。しかし、かかる補正処理をどのように行うかが問題である。

本発明者は、Ｘ線ＣＴ装置で収集される３次元データは、体軸方向（Ｚ軸方向）とアキシャル方向（Ｘ，Ｙ軸方向）とで空間分解能が異なり、この空間分解能はＸ線ＣＴ装置の基本性能や撮影条件により変化するということに着目して、ボケ補正関数を、装置の基本性能情報及び撮影条件を反映させて画素毎に設定するようにした。

このボケ補正関数は、一種のフィルタリング関数であっても、撮影された３次元画像データを、このボケ補正関数で補正（具体的にはデコンボリューション）することで、装置の基本性能や撮影条件の如何に因って生じているボケ(blur)及び／又は染み（smear）が軽減された又は大幅に除去された画像を得るために設定される。

このボケ補正関数は、少なくとも被検体の体軸方向と一致させるＺ軸方向を含み、好適には３次元のＸ，Ｙ，Ｚ軸方向にそれぞれに設定される。必要に応じて、Ｚ軸方向のみであってもよい。

このボケ補正関数は、概念的には、例えば図３（ｂ´）に示すように、各画素に高い重みを付けたものになる。

そこで図２に戻って説明を続けると、データ処理装置２４は上述のように定義したボケ関数を用いて、再構成されている３次元画像データにデ・コンボリューション処理を施す（ステップＳ４）。これにより、装置の基本性能や撮影条件に因り生じていたボケ成分を含んだ３次元データＤ２からボケ成分が除去或いは大幅に軽減された３次元画像データＤ１´が得られる（図３の矢印Ｂ１、Ｂ２の流れ参照）。ボケ補正された３次元画像データＤ１´はた例えば記憶装置２２に保管される。

さらに、データ処理装置２４は、例えばユーザからの指令に応答して記憶装置２２に保管されている３次元データＤ１´を読み出し、このＤ１´から血管の狭窄率や瑠の測定、骨（耳小骨）のサイズ測定などが実行される（ステップＳ５）。

このため、本実施形態によれば、血管の狭窄率や瑠の測定を行う場合、その測定対象となる画像データから装置の基本性能や撮影条件に因るボケ成分が少なくとも大幅に軽減されることから、かかる測定の精度が著しく向上し、その信頼性を高めることができる。

例えば、３次元画像データを構成するスライスの厚さがＺ軸方向（被検体の体軸方向）において異なる場合でも、Ｚ軸方向の各画素位置を考慮したボケ補正関数を設定すれば、かかるボケ補正により、少なくともスライス厚の影響に因るＺ軸方向のボケ成分は大幅に軽減且つ均一化される。つまり、Ｚ軸方向の誤差要因のばらつきも、ボケ成分が除去又は軽減されるのと一緒に、排除される。このため、心臓の血管のように３次元的に複雑な角度で走行する場合でも、３次元画像データからＣｕｒｖｅｄ ＭＰＲ（断面変換）を行って得た断面画像には、その血管が少なくともＺ軸方向には高精度に描出されている。当然に、かかるボケ補正をＸ軸及びＹ軸（すなわちＸＹ断面）について行うことで、かかる複雑に走行する血管などが３次元の各方向に依存せずに高精度に描出される。

この結果、医用装置などで撮影した画像データから後処理により各種の計測を行う場合でも、その計測精度を格段に向上させて、より正確且つ迅速な診断に寄与するとともに、かかる計測に対する信頼性を向上させることができる。また、このような補正処理を行うことで、画像データ収集のやり直しも少なくなるので、患者の負担も軽減できる。

（別の実施形態）
図２及び図４を参照して、本発明に係る別の実施形態を説明する。この実施形態は、前述した実施形態を更に詳細に説明するものである。

ここで、前述した説明と一部重複するが、以下の説明で使用する用語を整理しておく。まず、「ボケ最小化関数(blur minimization function)」を、収集したＣＴ画像データを再構成して得た３次元画像のボケ(blur)、染み(smear)、不明瞭さ(fuzziness)を実質的に最小化する「補正関数」（すなわち、「改善ＰＳＦ(improved PSF)」）として定義する。また、「ボケ最小化処理(blur minimization process)」（すなわち、「デ・コンボリューション処理(de-convolution process)」）を、ボケ最小化関数を適用する処理として定義する。さらに、「ボケ関数(blur function)」及び「ＰＳＦ」は同一の従来手法を指す同意語として使用し、「補正関数(corrective function)」、「ボケ補正関数(blur correction function)」、「ボケ最小化関数(blur minimization function)」、及び、「改善されたＰＳＦ(improved PSF)」は、本発明においては、同一手法を示す実質的に交換可能な用語であるとする。

ステップＳ３で、補正関数を決めるために、ＰＳＦを以下のパラメータのセットに基づいて改善する。このパラメータのセットは、一般に、基本情報及び撮影条件(scanning conditions)を含む２つのグループに分けられ、特定の３次元再構成画像に関連付けられる。これらのパラメータは通常、互いに独立しているが、各パラメータが必ずも独立していなくてもよい。

上述した基本情報は、画像データを収集する装置に依存した装置依存情報、すなわち特定のＣＴ装置に本質的に関連する情報である。一例として、この基本情報には、Ｘ線焦点サイズ、検出器幅、及び焦点中心処理が含まれる。撮影条件は、特定の３次元再構成画像データのセットを収集するための条件である。一例として、この撮影条件には、スキャン時及び再構成時のスライス厚、使用する再構成アルゴリズムの種類、再構成条件、再構成関数、画素サイズ、ヘリカルスキャンのヘリカルピッチ、及び、対象が管状体であるときの角度が含まれる。好適な態様は、撮影条件が、最低限、再構成時及びスキャン時のスライス厚の情報を含むことである。別の態様は、撮影条件が、最低限、再構成用のアルゴリズムの種類のほかに、再構成時及びスキャン時のスライス厚の情報を含むことである。これらのパラメータを用いて、既知のＰＳＦを改善する。この既知のＰＳＦは、既知の対象を収集するトレーニング処理の間に事前にセットされる情報である。

上述した装置依存パラメータの例を表１に要約して示す。この表では、各パラメータについての詳細情報を示す。各パラメータは、表１において、パラメータ名として記述されている。このパラメータ名は変数として機能させる。各パラメータは、典型的なＣＴスキャナに対して設定された一定範囲の値を有している。この一定範囲はあくまで一例である。表１における個別重み指標は整数値を採り、この整数値は、対応レンジ及び関連重みを有する個別的なサブレンジを示している。このうち、関連する重みを用いて既知ＰＳＦが重み付けされ、この重み付けされた既知ＰＳＦを用いて、撮影されたＣＴ画像データから再構成された３次元画像データのボケ、染み、又は不明瞭さが実質的に最小化される。この数値的なレンジ値はスキャナ装置が何であるかに拠るが、１つの好適な実施形態としては、サブレンジの数、すなわち個別的な重み指標の数は変わらないものと設定できる。

前述した撮影条件パラメータの例を表２に要約して示す。この表では、各パラメータについての詳細情報を示す。各パラメータは、表２において、パラメータ名として記述されている。このパラメータ名は変数として機能させる。各パラメータは、典型的なＣＴスキャナ又は処理環境に対して設定された一定範囲の値を有している。個別重み指標は、対応レンジの個別的なサブレンジ、特定のアルゴリズム、又は特定の再構成モードを表す整数を採る。各個別重み指標は、特定の重み値とも関連付けられている。この関連付けられた重み値を用いて、既知のＰＳＦを重み付けする。重み付けされた既知のＰＳＦを用いて、撮影されたＣＴ画像データから再構成された３次元画像データのボケ、染み、又は不明瞭さを実質的に最小化する。この数値的なレンジの値はスキャナ装置が何であるかに拠るが、１つの好適な実施形態としては、サブレンジの数、すなわち個別的な重み指標の数は変わらないものと設定できる。

コンボリューションフィルタの種類は、パラメータ「type_conv.filter」により表されている。このパラメータは、スキャンされたＣＴ画像データから３次元画像を再構成する方法であるアルゴリズムについて、約４０個の既知のアルゴリズムを有している。これらのアルゴリズムは、３次元再構成を行なうときの画質を調整するフィルタとして機能する。例えば、スキャンされたボディ画像データの特定の部位には別のフィルタを使用できる。

再構成の種類は、パラメータ「t_{reconstruction}」により表されている。このパラメータは、予め定めた、３次元再構成が実行される４つの条件を有している。一例としては、ハーフ再構成モード、フル再構成モード、ファンビーム再構成モード、及びコーンビーム再構成モードの４つから成る。

ヘリカルピッチを表すパラメータは「P_helical」である。このパラメータは、ヘリカルピッチが１回転当たりの寝台の移動距離に等しいという仮定の元で設定されている。４枚のスライスを同時にヘリカルスキャンする場合、例えば、Ｘ線ビームは４ｍｍとし、ビームピッチは０．５ｍｍ〜２ｍｍの範囲で且つヘリカルピッチは２ｍｍ〜８ｍｍの範囲に及ぶという仮定がなされる。

このため、改善ＰＳＦは上述した各パラメータを組み合わせて決定される。すなわち、改善ＰＳＦをPSF_improvedと表記すると、PSF_improvedはおよそ以下の（１）式で定義される。

［数１］
PSF_improved
=PSF(d_focus-x, d_focus-z, a_dct-x, d_{focus to focus}, t_{detector collimation}, t_{reconstruction}, type_conv.filter, type_{reconstruction}, size_pixel, P_helical) ……(1)

この改善ＰＳＦを求める上で、ＰＳＦを重み付けするパラメータの組合せは任意であるが、撮影条件としては最低限、「再構成の種類」を表すパラメータ「t_{reconstruction}」を含むことが望ましい。また、別の好適な例は、撮影条件に、「コンボリューションフィルタの種類」を表すパラメータ「type_conv.filter」と「再構成の種類」を表すパラメータ「t_{reconstruction}」とを最低限、含めることである。

実際の重み付け処理は様々な方法で実行される。一例としては、上述したパラメータの夫々を、個別重み指標、及び、既知のＰＳＦの効果を向上させるために使用する対応する重み値を記述した別々のテーブルを用いて導入することが好ましい。これらの重み値の組合せの合計数は、前述したパラメータの全てに対応した個別重み指標の数の積に等しい。

この方法を反復実行することにより、誤差Ｅが最小にする対象画像Ｏが得られる。誤差Ｅの傾きに基づいて、補正ベクトルｄＥ／ｄＯが決められ、この補正ベクトルｄＥ／ｄＯを用いることで、以下の（５）式で表されるように、反復を実施していくにつれて対象画像Ｏを収束させることができる。

［数５］
Ｏ_Ｎ＋１＝（Ｏ_Ｎ−ａ）ｄＥ／ｄＯ ……（５）

この（５）式において「ａ」は定数である。収束速度を最高値まで上げるには、「maximum diving method」や「conjugate gradient method」のような他の手法を用いて、定数ａ及び補正ベクトルを最適値に選択することが好ましい。その一方で、収束速度を上げるにつれて、収束、すなわちデ・コンボリューションには画像ノイズの影響を受け易くなるというマイナスの面もあるので、画質の収束速度とのバランスを考慮することは必要である。

図２の好適な例に示したように、本発明にしたがって３次元再構成画像データのボケ、染み、不明瞭さを実質的に除去する上述の処理において、改善ＰＳＦ、すなわちボケ最小化関数が（３）式及び（４）式における「ＰＳＦ」の代わりに用いられる。このＰＳＦ_improved、すなわちボケ最小化関数を使用すると、実質的に真の画像Ｏとも言える、コンボリューションされた画像Ｏ´上の不要なボケを最小化することができる。

上述では、撮影された画像データの３方向に均一に適用可能なＰＳＦ_improvedについて説明したが、このＰＳＦ_improvedはＸ，Ｙ，Ｚ軸方向それぞれに対して独立に設定してもよい。これは、通常、ボケの量がスキャンに関して方向依存性を有しているからである。このため、ＰＳＦ_improvedに方向を表す別のパラメータを付加して、以下の（６）式のように、方向性を有したＰＳＦ_improved(x₁, y₁, z₁)を設定するようにしてもよい。

［数６］
PSF_improved(x_i, y_i, z_i)
=PSF(d_focus-x, d_focus-z, a_dct-x, d_{focus to focus}, t_{detector collimation}, t_{reconstruction}, type_conv.filter, type_{reconstruction}, size_pixel, P_helical) ……(６)

この（６）式において、x_i, y_i, z_iはそれぞれの座標位置、すなわち、換言すれば、スキャンの方向に対応する。さらに、既知のＰＳＦに対する上述の改善法はまた、予め定めた斜め方向など、どのような方向を考慮して実施できる。すなわち、対象とする物体の真の画像は理想的な収集できず、それは機械的及び光学的な要素を含む各種の不正確さソースに因るものであることが分っている。このことは、ＰＳＦ_improvedを用いると、以下の（７）式のように表記される。

［数７］
Ｖ(x、y、z)＝ＰＳＦ_improved（x_i, y_i, z_i）|ｖ(x、y、z) ……(７)

この（７）式において、ｖ(x、y、z)は３次元の理想的、すなわち真の画像データであり、Ｖ(x、y、z)は収集された３次元画像データである。このため、この収集ＣＴ画像データＶ(x、y、z)から、殆ど理想に近くまで補正された３次元画像データｖ´(x、y、z)を決めることができ、この３次元画像データｖ´(x、y、z)は以下の式（８）のようにデ・コンボリューション処理を使って表される。

［数８］
ｖ´(x、y、z)＝ＰＳＦ_improved ^-1（x_i, y_i, z_i）|ｖ(x、y、z) ……(８)

この式（８）は前述したようにノイズの影響を受け易い形であるが、適当な反復法を使うことで、ノイズの影響を実質的に無視でき、精度を上げることができる。また、前述したように、一例として、（８）式に基づく処理は画素毎に実行することが好ましい。

図４を参照して、収集されたＣＴ画像データのボケを最小化するという基本的な効果を含む好適な処理を視覚的に総括する。

図４（ａ）は、あるＰＳＦをワイヤーモデルのような既知の対象に基づいて決めるサブ処理を示している。例えば、２本のワイヤーの長さは、使用する特定のＣＴスキャナに搭載している検出器の空間解像度よりも小さい。このため、図４（ｂ）に示す如く、Ｘ，Ｙ，Ｚ方向で３つのＰＳＦから成るＰＳＦの組が得られる。この３つのＰＳＦはそれぞれ、かなり広い点分布範囲を呈するベル型の曲線を画いている。

次いで、同一のＣＴスキャナに血管などの対象をスキャンさせ、図４（ｅ）に示されるような３次元画像を再構成させる。この血管の３次元再構成画像には、血管の物理的特性を測定するときにその不正確さを誘う傾向にあるボケ部分や染み部分が含まれている。このボケや染みを含む画像は、ボケ及び染みと対象とするオリジナル又は理想的な画像とのコンボリューションの結果であると考えられる。

上述した撮像された特定の画像データに供するため、一組の情報が収集され、保存される。この情報には、使用するＣＴスキャナの装置特性に関する情報、及び、特定の画像データを収集するために実行するスキャンの条件（撮影条件）に関する情報が含まれる。図４（ｃ）に示すように、装置情報及び撮影条件の両方の情報をパラメータとして用いられ、血管のＣＴ撮影画像上のボケや染みを実質的に消去するためのＰＳＦが改善される。かかるパラメータには、前述した表１及び表２を用いて説明したように、d_focus-x, d_focus-z, a_dct-x, d_{focus to focus}, t_{detector collimation}, t_{reconstruction}, type_conv.filter, type_{reconstruction}, size_pixel, 及び、P_helicalから成る組み合わせが含まれる。

この改善処理の結果として、図４（ｄ）に模式的に示したように、図４（ｂ）に示したＰＳＦよりも狭い範囲を３つのＰＳＦが得られる。この３つのＰＤＦは、より狭い（限定された）点分布を示しており、空間解像度をより向上させている。この改善されたＰＤＦを用いた、図４（ｅ）に示した再構成３次元画像がデ・コンボリューション処理を受け、その結果、ボケや染みが実質的に消去される。

このボケ及び染みに対する実質的な消去（最小化）により、図４（ｆ）に示すように、かかる血管の３次元再構成画像が明瞭は輪郭線を持って視覚化される。この結果、この血管像から物理的な特徴を測定したときに、その測定精度は格段に向上することになる。つまり、図４（ｅ）に示すボケや染みのある血管像を用いるよりも、図４（ｆ）に示す明瞭な改善された血管像を用いた方が遥かに優れた測定精度が得られる。

本発明は、上述した実施形態に限定されるものではなく、本発明の実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で種々変形して実施することが可能である。なお、上述した実施形態は、本発明に係る画像データ処理法を医用装置に適用した場合について説明したが、リバースデザインなどの工業用の分野にも応用できる。なお、この医用装置についても、Ｘ線ＣＴスキャナに限定されることなく、磁気共鳴イメージング装置や超音波診断装置なども含まれ、そのような医用モダリティから収集された画像データを本発明の処理の対象とすることができる。また、前述した改善ＰＳＦは、３次元画像データや３次元の再構成画像データのみならず、２次元画像データにも適用できるとともに、３次元及び２次元を組み合わせた画像データ処理法にも適用できる。

本発明の一つの実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の概略構成を示すブロック図。 実施形態のＸ線ＣＴ装置において実行される、３次元画像データのボケ成分の補正処理の流れを示す概略フローチャート。 本発明で実施される３次元画像データのボケ成分の補正処理の原理を、実施形態の中で説明する図。 本発明で実施される３次元画像データのボケ成分の補正処理の原理を、別の実施形態の中で説明する図。

符号の説明

１１ Ｘ線管
１２ Ｘ線検出器
１３ ＤＡＳ（データ収集装置）
１４ Ｘ線検出器システム
２２ 記憶装置
２４、３２ データ処理装置
２５、３３ 再構成装置

Claims (18)

1. 放射線ＣＴ装置を用いて、与えられた撮影パラメータの下で対象物である被検体をスキャンして収集されたデータを再構成して得た３次元画像データを処理する画像データ処理装置において、
   前記撮影パラメータは、
   少なくともＸ線焦点サイズ、検出器開口幅、および焦点―中心間距離の１つを含む前記放射線ＣＴ装置の基本性能に関するパラメータと、
   前記データ収集時に任意に設定される、少なくとも再構成時のスライス厚、再構成アルゴリズムの種類、再構成条件、再構成関数、ピクセルサイズ、ヘリカルスキャン時のヘリカルピッチの少なくとも１つを含む撮影に関するパラメータとを有し、
   前記画像データの画素毎のボケを軽減するためのボケ関数を、前記放射線ＣＴ装置の基本性能に関するパラメータ、および前記データ収集時に任意に設定される撮影に関するパラメータの少なくとも一方に応じて、前記３次元画像データにおける前記被検体の体軸方向に設定するボケ関数設定手段と、
   このボケ関数設定手段により設定されたボケ関数を用いて前記画像データにボケ軽減のための補正処理を施す補正手段と、を備えたことを特徴とする画像データ処理装置。
2. 前記ボケ関数設定手段は、前記３次元画像データにおける前記被検体の体軸方向、及び、この体軸方向に直交する面に沿った２つの直交方向の合計３方向それぞれに前記ボケ関数を各別に設定するように構成されていることを特徴とする請求項１に記載の画像データ処理装置。
3. 前記撮影に関するパラメータは、再構成時のスライス厚、及び、再構成アルゴリズムの種類を少なくとも有することを特徴とする請求項１に記載の画像データ処理装置。
4. 前記撮影に関するパラメータは、再構成時のスライス厚、再構成アルゴリズムの種類、再構成条件、再構成関数、ピクセルサイズ、ヘリカルスキャン時のヘリカルピッチを有することを特徴とする請求項３に記載の画像データ処理装置。
5. 前記補正手段は、前記画像データに、前記ボケ関数に対応した特性のデ・コンボリューション処理を施す手段であることを特徴とする請求項１に記載の画像処理装置。
6. 放射線ＣＴ装置を用いて、与えられた撮影パラメータの下で対象物である被検体をスキャンして収集されたデータを再構成して得た３次元画像データを処理する画像データ処理方法において、
   前記撮影パラメータは、
   少なくともＸ線焦点サイズ、検出器開口幅、および焦点―中心間距離の１つを含む前記放射線ＣＴ装置の基本性能に関するパラメータと、
   前記データ収集時に任意に設定される、少なくとも再構成時のスライス厚、再構成アルゴリズムの種類、再構成条件、再構成関数、ピクセルサイズ、ヘリカルスキャン時のヘリカルピッチの少なくとも１つを含む撮影に関するパラメータとを有し、
   前記画像データの画素毎のボケを軽減するためのボケ関数を、前記放射線ＣＴ装置の基本性能に関するパラメータ、および前記データ収集時に任意に設定される撮影に関するパラメータの少なくとも一方に応じて、前記３次元画像データにおける前記被検体の体軸方向に設定し、
   この設定されたボケ関数を用いて前記画像データにボケ軽減のための補正処理を施す
   ことを特徴とする画像データ処理方法。
7. スキャンして得た画像データのボケを実質的に最小化する装置において、
   既知の対象をスキャンして第１の画像データを生成するとともに関心対象をスキャンして第２の画像データを生成するスキャンユニットと、
   前記スキャンユニットに接続され、且つ、前記既知の対象からの前記第１の画像データに基づいてＰＳＦ（point spread function：点像分布関数）を決め、このＰＳＦを、少なくとも前記スキャンを行う装置に依存した装置依存パラメータ、及び撮影条件パラメータを含むパラメータの組合せに応じて補正して改善されたＰＳＦを生成し、この改善されたＰＳＦで前記第２の画像データをデ・コンボリューションの処理に処して当該第２の画像データのボケを実質的に最小化するデータ処理ユニットと、
   を備え、
   前記装置依存パラメータは、スキャン時のＸ軸方向の焦点サイズを示すパラメータ、Ｚ軸方向の焦点サイズを示すパラメータ、前記Ｘ軸方向における検出器開口を示すパラメータ、焦点と回転中心との間の距離を示すパラメータの少なくとも１つを有し、
   前記撮影条件パラメータは、検出器のコリメータによるスライス厚を示すパラメータ、再構成時のスライス厚を示すパラメータ、前記再構成用のコンボリューション・フィルタの種類を示すパラメータ、再構成モードの種類を示すパラメータ、画素サイズを示すパラメータ、及び、ヘリカルピッチを示すパラメータの少なくとも１つを有する、
   ことを特徴とする装置。
8. 前記スキャンユニット及び前記データ処理ユニットに接続され、且つ、前記パラメータ、前記第１の画像データ、及び前記第２の画像データを格納するメモリユニットを備えたことを特徴とする請求項７に記載の装置。
9. 前記データ処理ユニットは、前記改善されたＰＳＦに基づいて前記第２の画像データの前記スキャン時のＸ軸方向のボケを実質的に最小化するように構成したことを特徴とする請求項７に記載の装置。
10. 前記データ処理ユニットは、前記改善されたＰＳＦに基づいて前記第２の画像データの前記スキャン時のＹ軸方向のボケを実質的に最小化するように構成したことを特徴とする請求項７に記載の装置。
11. 前記データ処理ユニットは、前記改善されたＰＳＦに基づいて前記第２の画像データの前記スキャン時のＺ軸方向のボケを実質的に最小化するように構成したことを特徴とする請求項７に記載の装置。
12. 前記データ処理ユニットは、前記改善されたＰＳＦを前記第２の画像データの各画素に適用するように構成したことを特徴とする請求項７に記載の装置。
13. 前記メモリユニットは、前記パラメータのそれぞれを重み付けする所定組の重み値を格納したことを特徴とする請求項８に記載の装置。
14. 前記データ処理ユニットは、デ・コンボリューション処理を前記第２の画像データの各画素に適用するように構成したことを特徴とする請求項７に記載の装置。
15. 前記スキャンユニットはＸ線ＣＴスキャナである請求項７に記載の装置。
16. 前記関心対象は人体であり、前記Ｘ線ＣＴスキャナは前記人体をＺ軸方向に沿った体軸方向にスキャンし、前記データ処理ユニットは前記改善されたＰＳＦに基づいて前記Ｚ軸方向のボケを実質的に最小化するように構成するユニットである請求項１５に記載の装置。
17. 前記データ処理ユニットは、前記改善されたＰＳＦに基づいて前記Ｚ軸方向に直交するＸ軸及びＹ軸の方向それぞれのボケを実質的に最小化するユニットである請求項１６に記載の装置。
18. 画像データのボケを実質的に最小化する装置において、
    既知の対象をスキャンして第１の３次元画像データを生成するとともに関心対象をスキャンして第２の３次元画像データを生成するスキャンユニットと、
    前記スキャンユニットに接続され、且つ、前記既知の対象からの前記第１の３次元画像データに基づいてＰＳＦ（point spread function：点像分布関数）を決め、このＰＳＦを、少なくとも前記スキャンを行う装置に依存した装置依存パラメータ、及び撮影条件パラメータを含むパラメータの組合せに応じて補正して改善されたＰＳＦを生成し、この改善されたＰＳＦで前記第２の３次元画像データをデ・コンボリューションの処理に処して当該第２の３次元画像データのボケを実質的に最小化するデータ処理ユニットと、
    を備え、
    前記装置依存パラメータは、スキャン時のＸ軸方向の焦点サイズを示すパラメータ、Ｚ軸方向の焦点サイズを示すパラメータ、前記Ｘ軸方向における検出器開口を示すパラメータ、焦点と回転中心との間の距離を示すパラメータの少なくとも１つを有し、
    前記撮影条件パラメータは、検出器のコリメータによるスライス厚を示すパラメータ、再構成時のスライス厚を示すパラメータ、前記再構成用のコンボリューション・フィルタの種類を示すパラメータ、再構成モードの種類を示すパラメータ、画素サイズを示すパラメータ、及び、ヘリカルピッチを示すパラメータの少なくとも１つを有する、
    ことを特徴とする装置。

Images