JP7000079B2 - 医用画像処理装置、医用画像処理プログラム及びｘ線コンピュータ断層撮像装置 - Google Patents

Description

本実施形態は、医用画像処理装置、医用画像処理プログラム及びＸ線コンピュータ断層撮像装置に関する。

心臓のＣＴスキャンにおける画質は、心臓の動きによる影響を受けることがある。心臓ＣＴスキャン取り込みの持続時間内の心臓の動きは、心臓ＣＴスキャンから導出された画像にモーションアーチファクトの存在を招くこともある。

ＣＴにおける動き補償のための方法の中には、スキャナの一回転における近い時点での三つの再構成ボリュームに基づいて、動き（例えば、心臓の動き）が推定されるものがあることが知られている。例えば、２７５ミリ秒の回転時間を有するスキャナにおいて、三つの再構成ボリュームは約７０ミリ秒で別々に収集することがあり、動きはそれら三つの再構成ボリュームに基づいて推定することもある。推定された動きを使用しながら、アーチファクトが低減した新たな再構成ボリュームが収集される、動き補償された再構成を実行することが知られている。

このような動き補償法は、ＣＴスキャナシステム（Ｘ線コンピュータ断層撮像装置）またはその他のスキャナ装置に強固に統合、実装することができる。また、医用ワークステーション等の医用画像処理装置において、スキャンによって得られたデータと共に、スキャナ自体から直接的に取得された付帯情報（例えば、取得されたデータがいずれの角度範囲やスキャン期間に対応するかを示す情報）を用いて、上記動き補償法を適用する場合もある。

特表２００５－５２９６５８号公報

しかしながら、上記付帯情報は、一般的には、標準ＤＩＣＯＭタグからは入手できないものである。また、このような付帯情報は、再構成撮像データから取得できない、或いは再構成撮像データと共に記憶することができない場合がある。この様な付帯情報が取得できない場合には、動き補償法を、記憶された撮像データまたはスキャナシステム自体から離れて処理されたデータや、スキャン測定完了後さらに後の時間に処理されたデータに、適用するのは困難である。

上記事情に鑑み、本実施形態の目的は、再構成画像データ、生データ（ＲＡＷデータ）から、それぞれのデータに対応するスキャンにおける角度範囲を事後的に取得することができる医用画像処理装置、医用画像処理プログラム及びＸ線コンピュータ断層撮像装置を提供することにある。

本実施形態に係る医用画像処理装置は、データ取得手段と、決定手段とを具備する。データ取得手段は、第一の角度範囲に対応する第一のスキャン期間において得られる第一のデータと、前記第一の角度範囲と重複部分を有する第二の角度範囲に対応し、且つ前記第一のスキャン期間と一部重複する第二のスキャン期間において得られる第二のデータと、を用いて、差異データを取得する。決定手段は、前記差異データに基づいて、前記第一の角度範囲及び前記第二の角度範囲のうちの少なくとも一方に含まれる少なくとも一つの角度を決定する。

実施形態に係る装置の概略図。 実施形態の方法の概要を描いているフローチャート図。 二枚の入力画像のフーリエ変換の差異の概略図。 一組のデータセットと、決定された大よその主要角度とに対するガントリ角度の範囲の概略図を示している。 一組のデータセットと、決定された大よその主要角度とに対するガントリ角度の範囲の概略図を示している。

実施形態に係る撮像データ処理装置１０が、図１に概略的に示されている。撮像データ処理装置１０は、例えばパーソナルコンピュータ（ＰＣ：ｐｅｒｓｏｎａｌ ｃｏｍｐｕｔｅｒ）またはワークステーションなど計算装置１２を備え、計算装置１２は、ＣＴスキャナ１４と、１つ以上のディスプレイ画面１６と、そしてコンピュータキーボード、マウスまたはトラックボールなどの１つまたは複数の入力デバイス１８とに接続される。

本実施形態において、計算装置１２はＣＴスキャナ１４に接続されているが、その他の実施形態で計算装置１２はＣＴスキャナ１４に接続されていないワークステーションである。計算装置１２は、例えば医用画像保管通信システム（ＰＡＣＳ）に記憶されているＣＴデータなど、記憶されたＣＴデータを処理するように構成されたワークステーションでよい。

ＣＴスキャナ１４は、患者またはその他被検体の領域を表す二次元または三次元のＣＴスキャンデータを収集するよう構成された、いかなるＣＴスキャナとすることが出来る。代替的実施形態では、例えばコーンビームＣＴスキャナ、ＭＲＩ（磁気共鳴イメージング：ｍａｇｎｅｔｉｃ ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｍａｇｉｎｇ）スキャナ、Ｘ線スキャナ、ＰＥＴ（ポジトロンエミッション断層撮影法：ｐｏｓｉｔｒｏｎ ｅｍｉｓｓｉｏｎ ｔｏｍｏｇｒａｐｈ）スキャナ、ＳＰＥＣＴ（単光子放出コンピュータ断層撮影法：ｓｉｎｇｌｅ ｐｈｏｔｏｎ ｅｍｉｓｓｉｏｎ ｃｏｍｐｕｔｅｄ ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）スキャナ、または超音波スキャナなど、任意のその他の撮像モダリティにおけるスキャナによって、置き換えられても良いし、与えられても良い。

本実施形態において、収集されるスキャンデータのための領域は、心臓を具備する、患者の解剖学的領域である。その他の実施形態で、領域は任意の適切な領域とすることが出来る。例えば、その領域とは任意の適切な血管（例えば、冠動脈）または臓器（例えば、肺または肝臓）を具備出来る。スキャンされる患者の領域は、測定ボリュームと呼ぶことが出来る。

ＣＴスキャナ１４は、Ｘ線源とガントリ上に備え付けられた受信器とを使用して、患者の領域をスキャンするように構成されている。ガントリは、一回転時間に患者の周りを３６０°フル回転を、本実施形態においては２７５ミリ秒で実行する。その他の状況では、患者の一心拍のうちにフル回転が完了することもある。

各回転の間において、受信器はＣＴスキャンデータの複数のサブセットを生成し、各サブセットは回転にわたる異なる時間に対応しており、従って異なる回転角度に対応している。データの各サブセットは、個々の回転の角度で、線源から患者を通って受信器まで透過してきたＸ線の減弱を表すものだろう。データの各サブセットは、例えば電圧データを具備することがある。

本実施形態において、患者の周りを回転する各フルの回転は、患者の領域のアキシャルスライスを表すＣＴスキャンデータを提供する。その他の実施形態で、ＣＴスキャナ１４は、アキシャルスライスデータを収集するために処理されることが可能な、スパイラルＣＴスキャンデータを提供する、スパイラルＣＴスキャナとすることが出来る。

以下の説明において、「スキャンデータセット」（例えば、ＣＴスキャンデータセット）という用語は、生（再構成されていない）データ（ＲＡＷデータ）を指すのに使用される。ＣＴスキャンデータは、例えば回転の複数の角度のそれぞれで受信器によって収集される電圧データなど、ＣＴスキャンにわたるスキャナによって収集される測定を表すだろう。ＣＴスキャンデータは、一枚以上のアキシャルスライスを表すデータを具備出来る。またある状況下で、ＣＴスキャンデータセットは、サイノグラムと呼ばれることもある。

本実施形態において、ＣＴスキャナ１４は、撮像データを収集するためのＣＴスキャンデータを再構成するよう構成されたスキャナ再構成回路１５を具備する。回転の複数の角度に対するＣＴスキャンデータを再構成した結果、複数のピクセルまたはボクセルを具備する撮像データを取得することが出来る。各ピクセルまたは各ボクセルは、測定ボリュームにおける対応する位置を表している。これらはＣＴスキャニングの原理である。
各ピクセルまたは各ボクセルは、個別の輝度値を具備し、または個別の輝度値に関連付けることが出来る。即ち、各ピクセル又は各ボクセルは、例えば、空間内の対応する位置、例えば測定ボリューム内の対応する位置、におけるＸ線の減弱を表すものである。その空間における対応する位置とは、例えば測定ボリュームにおける対応する位置である
以下の説明において、「撮像データセット」という用語は、再構成データを指すのに使用される。撮像データセットは、例えば表示用に、測定ボリュームの画像を収集することが出来る。

本実施形態において、ＣＴスキャナ１４は、フィルタ補正逆投影法を使用することでＣＴデータを再構成し撮像データを収集する。その他の実施形態で、任意の適切な再構成方法が使用出来る。

一つのアキシャルスライスの例を取ると、その一つのアキシャルスライスに対するＣＴデータは、ガントリの３６０°の回転にわたって収集される。アキシャルスライスのフル再構成である撮像データセットは、ガントリの１８０°の回転にわたって収集されるＣＴスキャンデータを使用することで、収集することが出来る。ガントリ回転角度の異なる１８０°（またはそれ以上の角度）からのＣＴスキャンデータを使用している各フル再構成で、アキシャルスライスのフル再構成をいくつか収集することが、その結果可能となる。

本実施形態において、スキャナ再構成回路１５は、各アキシャルスライスに対し、いくつかの撮像データセットを再構成するよう構成されており、各撮像データセットは、ガントリ回転角度の異なる範囲に対するＣＴスキャンデータから再構成されている。

各撮像データセットは、ガントリ回転角度の異なる１８０°に対するＣＴスキャンデータから再構成される。従って、異なる再構成のために使用されるガントリ回転角度の範囲は重複する。例えば、所定のスライスに対して、スキャナ再構成回路１５は、０°から１８０°までのガントリ角度の第一の範囲に対するＣＴスキャンデータを使用する第一の撮像データセットと９０°から２７０°までのガントリ角度の第二の範囲に対するＣＴスキャンデータを使用する第二の撮像データセットと、を再構成出来る。ＣＴスキャンデータから各撮像データセットを再構成する際、スキャナ再構成回路１５は、ガントリ回転角度に関する情報を利用する。

回転にわたって測定ボリュームに何も動きが発生しなかった場合に、撮像データセットのそれぞれは実質的に同一であろうことが期待出来る。しかし、動きの存在は、異なる角度範囲（そして異なる時間を表して）から再構成された撮像データセットの間に差異を生じさせる可能性がある。例えば、心臓の形および／または位置は、第一の撮像データセットに対するスキャニング期間と第二の撮像データセットに対するスキャニング期間との間で変化する可能性がある。

ＣＴスキャナ１４によって出力される撮像データセットは、ＣＴスキャンデータが再構成されたＣＴスキャンデータからのガントリ角度の範囲に関するデータを一般には含まない。従って、ある状況下では、撮像データを受け取ったユーザ（例えば、ＤＩＣＯＭファイルとして撮像データセットをユーザ）は、どの回転角度の範囲から撮像データセットが再構成されたのかを決定出来ないだろう。例えば、撮像データセットのためのＤＩＣＯＭファイルを調べるユーザは、撮像データセットが０°から１８０°までのガントリ回転角度の範囲から再構成されているのか、または９０°から２７０°までのガントリ回転角度の範囲から再構成されてきているのか、ＤＩＣＯＭファイルから決定することが出来ないだろう。

ＣＴスキャナ１４によって出力される複数の撮像データセットは、メモリ２０に格納され、その後計算装置１２に提供される。撮像データセットのそれぞれは、一つ以上のアキシャルスライスの個別のフル再構成を具備する。撮像データセットのそれぞれは、ガントリ回転角度の異なる範囲に対するＣＴスキャンデータを使用して、再構成された。撮像データセットは、各撮像データセットが再構成されるＣＴスキャンデータからのガントリ回転角度に関する情報が全く無い状態で格納される。

代替実施形態で、撮像データセットは、ＰＡＣＳの一部を形成することもある遠隔データストア（図示せず）から供給される。メモリ２０または遠隔データストアは、メモリストレージの任意の適切な形態を備えることが可能である。この撮像データセットは、各撮像データセットが再構成されたＣＴスキャンデータからのガントリ回転角度に関する情報が全く無い状態で、遠隔データストアから提供される。

計算装置１２は、撮像データセットを自動的にまたは半自動的に処理するための処理リソースを提供し、中央処理装置（ＣＰＵ：ｃｅｎｔｒａｌ ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ ｕｎｉｔ）２２を備える。本実施形態で、計算装置１２は、変換回路２４と分析回路２６とを含む。

本実施形態において、変換回路２４と分析回路２６とは、実施形態の方法を実施するために実行可能なコンピュータ可読指示を有するコンピュータプログラムを用いて、計算装置１２内でそれぞれ実施される。例えば、変換回路２４および分析回路２６は、計算装置１２によって、例えばＣＰＵ２２によって、実行可能である個別のコンピュータプログラムまたはアルゴリズムとしてそれぞれ実施が可能である。しかしながら、その他の実施形態で、様々なユニットは、１つ以上のＡＳＩＣ（特定用途向け集積回路）またはＦＰＧＡ（フィールドプログラマブルゲートアレイ）として実施可能である。

計算装置１２は、ハードドライブと、ＲＡＭとＲＯＭとデータバスと様々なデバイスドライバを含むオペレーティングシステムとグラフィックスカードを含むハードウェアデバイスとを含むＰＣのその他の構成要素も含む。このような構成要素は、図が見やすいように、図１には示されていない。

図１のシステムは、図２を参照しながら以下で説明される様に、一実施形態の方法を実行するように構成されている。当該システムにおいては、撮像データセットを処理した結果、ガントリ回転角度についての情報を取得する。当該情報は、撮像データセットから再構成されたＣＴデータが、どのガントリ回転角度から収集されたものかを示すものである。このような角度情報は、例えば動き推定または動き補償の方法において、その後使用出来る。

図２の処理のステージ３０で、変換回路２４は、ＣＴスキャナ１４からまたはデータストアから第一の撮像データセットを受け取る。変換回路２４は、第一の撮像データセットが再構成されたＣＴスキャンデータのガントリ回転角度の範囲についての情報を何も受け取らない。

本実施形態において、第一の撮像データセットは、患者のアキシャルスライスを表す二次元撮像データを具備する。第一の撮像データセットの各ボクセルは、アキシャルスライスの二次元画像Ａの個別のピクセルに対応すると考えることが出来る。その他の実施形態で、第一の撮像データセットは、例えば二次元画像Ａを形成するために投影することが出来る三次元画像データなど、三次元撮像データを具備する。第一の撮像データセットは、複数のアキシャルスライスを表すこともある。

図２の処理のステージ３２で、変換回路２４は、ＣＴスキャナ１４またはデータストアから第二の撮像データセットを受け取る。変換回路２４は、第二の撮像データセットが再構成されたＣＴスキャンデータのガントリ回転角度の範囲についての情報を何も受け取らない。

本実施形態において、第二の撮像データセットは、第一の撮像データセットと同様に、当該患者の同一アキシャルスライスを表す二次元撮像データを具備する。第二の撮像データセットの各ボクセルは、アキシャルスライスの二次元画像Ｂの個別のピクセルに対応すると考えることが出来る。その他の実施形態で、第二の撮像データセットは、第一の撮像データセットとして同じ三次元領域を表す三次元撮像データを具備する。第二の撮像データセットは、複数のアキシャルスライスを表すこともある。

第二の撮像データセットは、第一の撮像データセットと同様に、当該患者の同一解剖学的領域を表すが、異なる時間で取得された撮像データから再構成される。第一の撮像データセットは、ガントリがガントリ回転角度の第一の範囲を通って回転される第一のスキャニング期間にわたって取得される測定から再構成される。第二の撮像データセットは、ガントリがガントリ回転角度の第二の範囲を通って回転される第二のスキャニング期間にわたって取得される測定から再構成される。第二のスキャニング期間は、第一のスキャニング期間と重なり合う。従って、ガントリ回転角度の第二の範囲は、ガントリ回転角度の第一の範囲と重なり合う。第一のスキャニング期間と第二のスキャニング期間との間の重なりにおいて収集されるガントリ角度に対する測定は、第一の撮像データセットと第二の撮像データセットとの両方の再構成において使用される。

ガントリ回転角度の第一の範囲とガントリ回転角度の第二の範囲との両方の部分である角度は、重複角度と呼ぶことが出来る。ガントリ回転角度の第一の範囲の部分だがガントリ回転角度の第二の範囲の部分でない角度は、またガントリの回転角度の第二の範囲の部分だがガントリ回転角度の第一の範囲の部分でない角度は、非重複角度と呼ぶことが出来る。

計算装置１２は、第一の撮像データセットと第二の撮像データセットとのそれぞれの再構成に使用されるガントリ回転角度についての情報にこの段階で（ａｔ ｔｈｉｓ ｓｔａｇｅ）アクセスしないため、計算装置１２は、ガントリ回転角度の少なくとも一つの推定を取得するために第一の撮像データセットと第二の撮像データセットとを処理する。

ステージ３４で、変換回路２４は、第一の撮像データセットの離散フーリエ変換３６（ＤＦＴ Ａ）を収集するために、第一の撮像データセットの二次元高速フーリエ変換（２Ｄ ＦＦＴ）を実行する。その他の実施形態で、離散フーリエ変換を実行するいかなる方法を使用することが出来るが、その方法は高速フーリエ変換であっても、そうでなくともよい。実施形態には、離散フーリエ変換の直接計算が使用されるものがある。

その他の実施形態で、任意の適切な変換を使用することが出来る。いくつかの関連するフーリエ変換の特殊化（ｓｐｅｃｉａｌｉｚａｔｉｏｎ）および一般化が存在する。実施形態には、これらの特殊化（ｓｐｅｃｉａｌｉｓａｔｉｏｎｓ）または一般化のうちの一つが、フーリエ変換の代わりに使用出来る。実施形態の中で、変換は、例えば数理的な変換（ＮＴＴ）、離散重み付け変換（ＤＷＴ）、またはチャープＺ変換を具備するものがある。

変換回路２４は、ＤＦＴ Ａ（第一のフーリエデータ）を分析回路２６へ受け渡す。

変換された第一の撮像データセット、ＤＦＴ Ａは、フーリエ変換空間において複数の要素を具備し、その要素のそれぞれは関連づけられた大きさを有する。その要素は、ピクセルと呼ぶことが出来る。各ピクセルの輝度は、各ピクセルによって表されたフーリエ変換係数の大きさを表すことが出来る。変換されたデータセットは、角度または時間の少なくとも一方の関数、例えばスキャナと測定ボリュームとの間の角度として、ＣＴスキャンデータを表すことが出来る。オリジナル測定における低周波のいくつかは、再構成にわたり消失する可能性がある（例えば、生データに冗長性があれば、再構成画像を作り出す際に均されてしまう）。しかし、ＣＴスキャンデータの詳細の殆どは、変換されたデータセットにおいて存在し、表すことが出来る。

中央断面定理（投影断面定理、またはフーリエ断面定理としても知られる）の結果として、ラジアルラインが変換された第一の撮像データセットの原点（ｏｒｉｇｉｎ）を通過して角度φで引かれている場合、ラジアルライン上にあるピクセルは、ガントリ角度φでまたはガントリ角度φ+180°で収集されるＣＴスキャンデータと一致すると考えることが出来る。フーリエ変換された第一のデータセットＤＦＴ Ａは、固定の原点を有する。

下記の説明で、ガントリ角度φで変換された撮像データセットを通過する線上のピクセルは、ガントリ角度φで収集されたＣＴデータに対応するとして言及しているが、実施形態の中には、線源（例えば、Ｘ線管）から検出器（例えば、Ｘ線受信器）の中心への線の角度を指すために「ガントリ角度」という用語が使用される。サイノグラムデータの対応する線は、線源から検出器の中心への線に対して直角である。つまり、角度φで変換された撮像データセットを通過する線は、φ+90°またはφ-90°のガントリ角度に対応する可能性がある。

ステージ３８で、変換回路２４は、第一の撮像データセットの離散フーリエ変換４０（ＤＦＴ Ｂ）を収集するために、第二の撮像データセットの二次元高速フーリエ変換を実行する。その他の実施形態で、第一の撮像データセットと第二の撮像データセットとの両方を変換するために、任意の適切な変換を使用することが出来る。変換回路２４は、ＤＦＴ Ｂ（第二のフーリエデータ）を分析回路２６へ受け渡す。

ステージ４２で、分析回路２６は、差異データセットを取得するために、ＤＦＴ ＡとＤＦＴ Ｂとを用いた差分処理を実行する。その他の実施形態で、ＤＦＴ ＡとＤＦＴ Ｂとの間の差異を取得するいかなる方法が使用出来る。ＤＦＴ ＡとＤＦＴ Ｂとの間の差異は、任意の適切なフォーマットで表され得る。差異データを分析する任意の適切な方法が使用することが出来る。

本実施形態で、差異データセットは、ＤＦＴ ＡとＤＦＴ Ｂとのそれぞれの複数のピクセルに対応する複数のピクセルを具備する。差異データセットにおける複数のピクセルのそれぞれの輝度は、ＤＦＴ Ａの所定のピクセルに対する輝度とＤＦＴ Ｂの対応するピクセルに対する輝度との間の差異の大きさを表す。ピクセルの輝度がＤＦＴ ＡにおいてＤＦＴ Ｂと実質的に同じである場合、差異データセットの対応するピクセルの輝度は低い。また、ピクセルの輝度がＤＦＴ ＡとＤＦＴ Ｂと違っている場合、差異データセットの対応するピクセルの輝度は高い。

図３は、第一の撮像データセットのＤＦＴと第二の撮像データセットのＤＦＴとを引くことで取得される差異データセットの画像を示している。第一の撮像データセットおよび第二の撮像データセットは、ガントリ角度の異なる、重複範囲からのＣＴデータを使用して同じ解剖学的領域に対して取得された、二次元撮像データ（例えば、アキシャルスライスデータ）のセットである。

差異画像（例えば、図３の差異画像）について実行されている様な、説明される下記の処理は、例えば差異データについての画像をレンダリングすること無く、差異データセットについて実際には実行することが出来る。例えば、差異画像を通過する一本の線を引くことについて説明するとすれば、分析回路２６は、実際には、表示するとすれば、差異データセットのピクセルを実際には選択することも出来る。当該選択されたピクセルとは、表示された場合に、差異画像を横切る線上に位置するかもしれない。同様に、差異データセットについて実行される処理は、まるでそれらの処理が画像に実行されるかの様な観点で説明出来る（例えば、差異データセットに線や円を描いたり、差異データセットの領域を選択したりすること）。

図３の画像において明るいピクセルのように見える差異データセットのピクセルは、ＤＦＴ Ａの所定のピクセルの輝度とＤＦＴ Ｂの対応するピクセルの輝度との間に差異がある箇所のピクセルであることを表している。図３において暗く見える差異データセットのピクセルは、ＤＦＴ Ａの所定のピクセルの輝度とＤＦＴ Ｂの対応するピクセルの輝度との間の差異が僅か、または差異が無い箇所のピクセルであることを表している。

ガントリ角度φ₁に対応する角度φ₁における差異データセットを通過するラジアルラインを考える。この放射状の線からのＣＴスキャンデータは、第一の撮像データセットの再構成と第二の撮像データセットの再構成との両方に含まれたものである。（つまり、角度φ₁は、ガントリ回転角度の第一の範囲とガントリ回転角度の第二の範囲との重なり合いに位置するということである）。

第一の撮像データセットにおいて角度φ₁に対して使用されたＣＴスキャンデータは、第二の撮像データセットにおいて使用されたＣＴスキャンデータと同じなので、角度φ₁でＤＦＴ Ａを通過するラジアルライン上のピクセルは、角度φ₁でＤＦＴ Ｂを通過するラジアルライン上のピクセルと実質的に同じピクセルであると予測することが出来る。従って、角度φ₁で差異データセットを通過するラジアルライン上のピクセルが暗いと予測出来る。（変換されたデータセットの間に差異が低いまたは無いことを指している）。

他方で、ガントリ角度φ₂に対応する角度φ₂における差異データセットを通過するラジアルラインを考える。このラジアルラインからのＣＴスキャンデータは、第一の撮像データセットには含まれたものの第二の撮像データセットには含まれない（または、第二の撮像データセットの再構成には含まれたが、第一のデータセットには含まれない）。

一例として、第一の撮像データセットはガントリ角度φ=10°からのデータを含むことがあり、第二の撮像データセットはガントリ角度φ=10°からのデータを含まないが、ガントリ角度φ=190°からのデータを含むことがある。この例だと、ガントリ角度φ=190°で収集されたデータは、ガントリ角度φ=10°で収集されたデータよりも後の時間に収集される。φ=10°でのデータ取得とφ=190°でのデータ取得との間の解剖学的領域において、動きがあった可能性がある。

反対の方向から（例えば、φ=10°の代わりにφ=190°から）のデータ取得することは、ビーム硬化によっておよび／または単純な減衰以外のあらゆる影響によって、異なる結果をもたらし得る。例えば、金属アーチファクトにしばしば見られる可能性があるが、異なる散乱のために異なる結果を生じることがある。また反対の方向から取得されたデータも、データが異なるサンプルであるから異なる可能性があり、捉えられるいかなるノイズも異なる可能性がある。

角度φ₂でＤＦＴ Ａを通過するラジアルライン上のピクセルは、角度φ₂でＤＦＴ Ｂを通過するラジアルライン上のピクセルとは異なることが予測することが出来る。角度φ₂での差異データを通過するラジアルライン上のピクセルは、明るいことが予測出来る。

実施形態の中には、反対の角度でのデータ取得の間に動きが発生するものがある（例えば、φ=10°でのデータ取得とφ=190°でのデータ取得との間）。その他の実施形態だと、動きが何も発生しないか、ほんの些細な動きが発生する。ノイズが原因の差異は、例え動きが何もないか、またはほんの些細な動きであっても、差異データセットにおける明るい線を観察するのに十分な可能性がある。少しの動きは、フーリエ変換の位相において大きな差異を生じさせ得る。

実際に、ＣＴスキャンデータは、再構成の前にまたは再構成にわたって処理することが出来る。例えば、フィルタリングまたはノイズ低減は、ＣＴスキャンデータに適用することが出来る。従って、両方の撮像データセットの再構成において使用された角度φについてのケースであったとしても、変換された撮像データセットにおいてある程度の差異を生じることがある。しかし、このような差異は、各撮像データセットの再構成において使用された異なるＣＴスキャンデータに対する角度φの間の差異よりも、少ないと予測することが出来る。非重複角度の範囲は、差異データセットにおいて大きな明るい領域として出現することがある一方で、フィルタリングまたはノイズ低減が原因の差異は、差異データセットに関する小さな明るい特徴（例えば、明るい線または個々の明るいピクセル）という結果になることがある。

図３の画像において、二つの明るい扇形の領域５０、５２が見える。明るい扇形の領域５０、５２は、非重複角度に対応する（第一の撮像データセットと第二の撮像データセットとのうち一方の再構成に使用されるデータに対する角度は、第一の撮像データセットと第二の撮像データセットとのその他の再構成に使用されない）。

図３において、明るい扇形の領域５０、５２の部分ではない、明るさの線５４も何本かある。明るさの線は、扇形の領域５０、５２の角度の範囲に直交すると考えることが出来る。これらの明るさの線は、再構成の前または例えばフィルタリングやノイズ低減など撮像データセットの再構成における、ＣＴスキャンデータに適用された処理を要因とすることもある。図３の画像におけるノイズの中には、再構成の前または後の処理によるノイズもあるかもしれない。

図２の処理のステージ４４で、分析回路２６は、差異データセットを分析して、少なくとも一つのガントリ回転角度を推定する。本実施形態において、分析回路２６は、差異データセットを分析して、非重複角度の範囲の中間点を推定する（第一の撮像データセットと第二の撮像データセットとのうち一方の再構成に使用されるデータに対する角度は、第一の撮像データセットと第二の撮像データセットとのその他の再構成に使用されなかった）。例えば、図３の例において、分析回路２６は、明るい領域５０に対応する非重複角度の範囲の中間点および／または明るい領域５２に対応する非重複角度の範囲の中間点を推定することが出来る。

本実施形態において、分析回路２６は、差異データセットの各ピクセルの大きさを取得し、非重複領域の中間点を取得するためにピクセルの大きさを使用する。各撮像データセットは、個別の１８０°の回転から再構成されているので、非重複領域５０は、非重複領域５２から１８０°だけオフセットされる。図３の一本のラジアルラインは、非重複領域５０、５２の両方の中間点を収集するために、使用することが出来る。

ある実施形態において、分析回路２６は、対数作用素を差異データセットへと適用し、例えばより表示用に適した差異データセットを作る。対数作用素は、各ピクセル値xを対数(1+|x|)へと置き換える。各ピクセル値xを対数(1+|x|)に置き換えることは、差異データセット画像のダイナミックレンジを圧縮し、その画像におけるパターンをより見やすくすることが出来る。

対数作用素の適用は、差異データセットの残りに関連する差異データセットの中央領域の明るさを低減させることがある。中央領域の明るさが低減した場合、差異データセットからレンダリングされた画像の観察者は、例えば明るい扇形の領域５０、５２など、差異データセットの特徴をより簡単に見ることが出来るようになるだろう。

その他の実施形態として、対数作用素を使用しないものも存在する。その他の実施形態として、対数作用素の代わりになるものまたは対数作用素に追加するものとして、変換の異なるタイプを、差異データセットに適用することが出来る。差異データセットには、視覚的に提示するためにフーリエ変換画像を処理するあらゆる方法を使用して処理することが出来る。

本実施形態において、分析回路２６は、ラジアルラインの一セットを定義する。このセットの各ラジアルラインは、個別の角度φで差異データセットの中心を通過する。ラジアルラインのそれぞれに対し、分析回路は２６、所定のラジアルラインに沿って差異データセットのピクセルの大きさの二乗和を決定する。分析回路２６は、二乗和が最大になるラジアルラインの中の一つを選択する（選択されたラジアルラインは、最も明るいピクセルを有するラジアルラインであると考えることが出来る）。分析回路２６は、選択されたラジアルラインを使用して、角度の非重複範囲のそれぞれの中間点の推定を収集する。

選択されたラジアルライン６０の例が図３に描かれている。選択されたラジアルライン６０は。明るい扇形領域５０、５２の中間点の推定である。

図３の例において、差異データセットが形成された撮像データセットは、四次元シーケンスからであり、約２０°のガントリ角度だけ異なる。非重複時間に対応する角度の範囲は、線６０で印付けられた角度の非重複範囲のおおよその中間点を持ち、その他の角度よりも明るい。

本実施形態において、中間点は自動的に収集される。その他の実施形態において、差異データセットはユーザに対して表示することが出来、これにより当該ユーザは、中間点を推定することが出来る。ある状況下で、差異データセット画像は不鮮明なこともあるため、角度は、自動よりも寧ろユーザによって決定することも出来る。またある状況下で、角度の決定は、アルゴリズム的に角度を決定することの代わりとして、クラウドソース（ｃｒｏｗｄｓｏｕｒｃｅｄ）とすることも出来る。

非重複角度の中間点は本実施形態では決定されるが、その他の実施形態で任意の適切なガントリ角度が推定することが出来る。例えば、非重複領域の中間点、重複領域の中間点、または重複領域と非重複領域との間の境界である。

その他の実施形態で、任意の適切な方法が一つ以上のガントリ回転角度を推定するために使用することが出来る。分析回路２６は、撮像データセットによって共有されないサイノグラムデータに対応するラジアル角度の範囲を決定するために、各スライスの二つの二次元フーリエ変換の間の差異を分析する任意の適切な方法が使用出来る。中央断面定理は、当該角度でのラジアルラインが共有されたデータに対応する角度での線より全体的に明るいということを示唆する。

上述の二乗和方法は、相当な重なり合いを有する角度の範囲に対する撮像データセットの場合において、特に役立つことがある。図３に示される例のように、第一の撮像データセットと第二の撮像データセットとは、２０°だけオフセットされる角度の範囲から再構成される。ある状況下で、（例えばオフセットが例えば９０°など、より大きい状況下で）二乗和方法は、上手く実行できないことがある。

実施形態の中には、分析回路２６は、二次元関数を差異データセットに適合（ｆｉｔ）させるものがある。また実施形態の中には、二次元関数が双極子放射パターンに基づくものがある。またある実施形態には、二次元関数が二次元ガウス分布であるものもある。分析回路２６は、適合した二次元関数の主軸の角度を決定する。主軸の角度は、角度の非重複範囲の中間点の推定として使用される。

実施形態の中で、分析回路２６は、差異データセットの中心周辺の円形軌道に沿ったプロファイルを決定する。分析回路２６は、例えばノイズの効果を低減するため、結果として得られたプロファイルを平滑化してもよい。分析回路２６は、決定されたプロファイルにおいて少なくとも一つのピーク（ｐｅａｋ）を決定する。分析回路２６は、角度の非重複範囲の中間点の推定として、一つのピークの位置を使用する。この様な実施形態では、分析回路２６がモデルフィッティングも使用することもある。

実施形態の中には、分析回路２６は、推定された角度を収集するために、ＤＡＲＴ位置合わせアルゴリズムに着想を得たフーリエ変換方法を使用する（例えば、Ｍａａｓ, Ｆｒｅｄｅｒｉｃｋ, Ｒｅｎｓｈａｗ, Ｄｅｃｏｕｐｌｅｄ ａｕｔｏｍａｔｅｄ ｒｏｔａｔｉｏｎａｌ ａｎｄ ｔｒａｎｓｌａｔｉｏｎａｌ ｒｅｇｉｓｔｒａｔｉｏｎ ｆｏｒ ｆｕｎｃｔｉｏｎａｌ ＭＲＩ ｔｉｍｅ ｓｅｒｉｅｓ ｄａｔａ： ｔｈｅ ＤＡＲＴ ｒｅｇｉｓｔｒａｔｉｏｎ Ａｌｇｏｒｉｔｈｍ, Ｍａｇｎｅｔｉｃ Ｒｅｓｏｎａｎｃｅ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ, １９９７ 参照）。円形軌道上にプロファイルが取られることは上で述べられた通りである。このプロファイルのスペクトラル分解（例えば、一次元フーリエ変換を実行することで収集されたスペクトラル分解）は、１８０°周期をもつ正弦波に一致する支配的な成分を有することを期待することが出来る。この正弦波の位相は、非重複角度の中間点に関連することがある。正弦波の位相がθ°の場合、中間点は(θ+90°)/2となるであろう。

実施形態の中には、分析回路２６は、差異データセットにおける反射対称の線を推定するものがある。反射対称の線は、近似の反射対称の線とすることも出来る。差異データセットは、厳密な反射対称を有しないことがある（厳密な１８０°回転対称を有することがあるにも関わらず）。分析回路２６は、非重複領域の中間点の推定として、反射対称の線を使用する。

その他の実施形態において、第一の撮像データセットの再構成に使用されるガントリ回転角度の第一の範囲の任意の適切な角度、または第二の撮像データセットの再構成に使用されるガントリ回転角度の第二の範囲の任意の適切な角度、を決定するために、いかなる適切な方法を使用することが出来る。例えば、分析回路２６は、重複領域における角度、非重複領域における角度、または重複領域と非重複領域との間の境界上の角度、を推定することが出来る。

図３に関連して説明された実施形態において、第一の撮像データセットと第二の撮像データセットとは、単一のアキシャルスライスを表している。その他の実施形態において、第一の撮像データセットと第二の撮像データセットとは、複数のアキシャルスライスを表す。

一実施形態において、第一の撮像データセットはいくつかのアキシャルスライスの再構成を具備し、そのアキシャルスライスそれぞれは角度の第一の範囲に対するデータから再構成される（例えば、０°から１８０°）。第二の撮像データセットは同じアキシャルスライスの再構成を具備し、そのそれぞれは角度の第二の範囲に対するデータから再構成される（例えば、９０°から２７０°）。

二次元フーリエ変換は、それぞれのスライスに適用することが出来、差異データセットは、変換された第一の撮像データセットと変換された第二の撮像データセットの差異を取ることにより取得することが出来る。複数のスライスからのデータは、例えば角度の非重複範囲の中間点を推定するなど、角度を推定する際に使用することが出来る。

実施形態の中に、各多重スライスボリュームは単一のデータセットとして扱われるが、ＤＦＴは各ボリュームのいくつかのスライス上に別々に計算されるものがある。一旦ＤＦＴが取得されたら、ＤＦＴは組み合わせられて、そのＤＦＴの組み合わせは角度の単一の範囲を決定するために使用される。

ヘリカルデータセットは、ヘリカルデータセットの各スライスが角度の異なる範囲にわたって収集されるので、扱われ方が異なる可能性がある。ヘリカルデータセットの全てのスライスは関連性があると考えることが出来るが、全てのスライスが同じということはなく、それらのスライスの角度はｚ位置に依存するであろう。

実施形態の中には、多重スライスが変換の前に組み合わせることが出来る。しかし、ある状況下で、変換を行ってスライスごとの差異は、より良い結果をもたらすことが出来る。なぜなら、多重スライスを最初に組み合わせることは、ノイズを均し詳細まできめ細かく（ｆｉｎｅ ｄｅｔａｉｌ）する傾向があり、この傾向は変換されたデータにおいて現れる差異に寄与することが出来るからである。一旦これらのスライスが変換されたら、結果として生じる変換された画像は、ノイズを低減しロバスト性（ｒｏｂｕｓｔｎｅｓｓ）を改善するために、組み合わせることが出来る。

図２のプロセスは、患者を表した複数のアキシャルスライスに対し、繰り返すことが出来る。図２のプロセスは、異なるデータセットに対し繰り返すことも出来る。図２のプロセスは、例えば単一のアキシャルスライスを表す二つ以上の撮像データセットなど、同じ生体構造を表す任意の二つか以上の撮像データセットに対して繰り返すことが出来る。

図２の方法は、二つの撮像データセットの最も簡潔な場合について上で説明されている。実施形態の中に、分析回路２６は、中心角だけを、二つの撮像データセットから及び／又は非重複データから取得することが出来る。しかし、中心角についての知識は、一部の動き補償法に対しては十分であると思われる。その他の実施形態において、分析回路２６は、二つの撮像データセットから更なる情報を収集することが出来る。例えば、分析回路２６は、非重複角度の範囲の推定を収集するための差異データセットを処理することが出来る。

実施形態の中には、三つ以上の撮像データセットを処理することで角度情報が収集されるものがある。例えば、三つ以上の撮像データセットは、三つ以上の撮像データセットのそれぞれについての完全な回転角度の範囲を収集するために処理出来る。

三つの撮像データセットＡ、Ｂ、Ｃが単一のアキシャルスライスを表すＣＴスキャンデータから再構成された場合を考える。撮像データセットのそれぞれは、ガントリ角度の異なる範囲に対するＣＴスキャンデータから再構成されている。ガントリ回転角度の範囲間のオフセットは、ＡとＢとが重なるような範囲；ＢとＣとが重なるような範囲；ＡとＣとが重なるような範囲、である。

計算装置１２は、撮像データセットの各ペア、Ａ－Ｂ、Ａ－Ｃ、とＢ－Ｃとへ図２のプロセスを実行する。計算装置１２は、各ペアＡ－Ｂ、Ａ－Ｃ、とＢ－Ｃとについて個別の非重複領域の中間点を決定する。決定された中間点と各撮像データセットが１８０°の範囲のデータから再構成されるという知識とは、簡潔な代数により三つの撮像データセット全てに対する完全な回転角度の範囲を取得するために使用出来る。一旦決定された中間点が分かれば、決定された中間点において結果として生じる角度範囲の一つの組み合わせが存在するのみである。

一部の動き補償法の中には、約９０°のオフセットを有する撮像データセットが再構成される。９０°のオフセットを有する撮像データセットに対し、各ペアＡ－Ｂ、Ａ－Ｃ、とＢ－Ｃとの個別の非重複領域の中間点について推定することで、三つの撮像データセットＡ、Ｂ、Ｃに対するフル回転範囲を決定するために、三つの撮像データセットＡ、Ｂ、Ｃを使用し、その結果決定することは、不可能であると思われる。何故なら、ＡとＢとが９０°、そしてＢとＣとも９０°離れており、ＡとＣとはオーバーラップしないからである。

実施形態の中には、例えば第一と第三の画像、ＡとＣとの間に重なり合いが無い場合、画像の重複するペア（例えば、Ａ－Ｂ、Ｂ－Ｃ）についての差異データセットは、フーリエ変換が大きく異なる角度の範囲にわたって決定するために使用出来る。例えば、分析回路２６は、明るい領域５０、５２のそれぞれに対する角度の範囲を決定することが出来る。実施形態には、非重複角度の範囲を見つけることは、非重複角度の範囲の中間点を見つけることほど骨の折れるものではないことがある。しかし、所定の収集において、関係する範囲を常に計算することは可能だろう。

ある場合において、角度推定の許容範囲が１０°より小さい角度となることがある。より狭い許容範囲（ｌｏｗｅｒ ｔｏｌｅｒａｎｃｅｓ）は、ある特定の方法、例えば動きを補償した再構成（ｍｏｔｉｏｎ ｃｏｍｐｅｎｓａｔｅｄ ｒｅｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ）において使用することも出来る。

ある場合に、再構成に関する追加情報が一つ以上のガントリ角度の決定に使用することがある。例えば、計算装置１２が各個別の撮像データセットに使用されるデータに対するガントリ角度についての情報を有さない場合であっても、連続的な撮像データセットは、９０°分離れた角度から再構成されることが知られていることがある。

図４ａおよび４ｂは、リアルデータから収集された非重複範囲の中間点の推定の例を表す概略図である。図４ａおよび４ｂの実施形態において、半回転再構成は間隔を９０°あけている。

図４ａおよび４ｂのそれぞれは、ロバスト性を改善するために差異データセットにある程度の平滑化が適用された状態で、８つ均一に間隔をあけたスライスにわたってフーリエ変換の絶対差の和（ａ ｓｕｍ ｏｆ ａｂｓｏｌｕｔｅ ｄｉｆｆｅｒｅｎｃｅｓ ｏｆ Ｆｏｕｒｉｅｒ ｔｒａｎｓｆｏｒｍａｔｉｏｎＳ ｏｖｅｒ ｅｉｇｈｔ ｕｎｉｆｏｒｍｌｙ ｓｐａｃｅｄ ｓｌｉｃｅｓ）を表している。

図４ａにおいて、線７０は、第一の撮像データセットに対するグラウンドトルースガントリ角度の１８０°の範囲を表している。そして線７２は、第二の撮像データセットに対するグラウンドトルースガントリ角度の１８０°の範囲を表している。

差異データセットは、図２を参照に上述の方法を使用して、第一の撮像データセットと第二の撮像データセットから取得されたものである。二次元関数７４は、差異データセットにフィッティングされた（ｆｉｔｔｅｄ ｔｏ）ものである。線７６は、二次元関数の適合から決定された、差異データセットの大よその主要角を示している。

図２の方法を使用しながら取得された近似的な主要角は、ガントリ角度の非重複範囲の中間点の良い推定になるとして見出されたものである（グラウンドトルース範囲７０、７２から見受けられる）。

図４ｂにおいて、線７２は第二の撮像データセットに対するグラウンドトルースガントリ角度の１８０°の範囲を表し、線７８は第三の撮像データセットに対するグラウンドトルースガントリ角度の１８０°の範囲を表している。差異データセットは、図２を参照に上述の方法を使用して、第二の撮像データセットと第三の撮像データセットとから収集されたものである。二次元関数８０は、差異データセットに適合されたものである。線８２は、二次元関数の適合から決定された、差異データセットの大よその主要角を示している。

この場合もやはり、図２の方法を使用して収集された大よその主要角は、ガントリ角度の非重複範囲の中間点の良い推定になるとして見出されたものである（グラウンドトルース範囲７２、７８から見ることが出来る）。

図２の方法は、ガントリ回転の角度を自動的に決定する方法を提供することが出来る。例えば、ガントリ回転角度は、関連付けられたガントリ回転角度が供給されていることなく、ＣＴスキャナ１４から供給される撮像データセットから決定出来る。またガントリ回転角度は、記憶された撮像データセットに対して決定出来る。

図２の方法を使用して収集された角度は、動き推定および／または動き補償された再構成において使用することが出来る。動き推定の方法の中には、心臓の動きが非常に近い時点を表す数多くの再構成ボリューム（例えば、三つの再構成ボリューム）に基づいて推定出来る。例えば、米国案件番号 １４/５１９，５６４を参照のこと。動きを推定するために、再構成ボリューム間の関連する時間（関連する角度に一致している）が使用することが出来る。異なる再構成ボリュームは、再構成ボリューム間に発生している動きを決定するために、互いにレジストレーションすることが出来る。

実施形態には、図２の処理を使用して収集された角度が、撮像データセット間の関連する角度を決定するために使用することが出来、従って撮像データセット間の関連する時間を決定するために使用することも出来る。計算装置１２は、撮像データセット間の動きを推定するための動き推定プロセスにおける、関連する時間または角度を使用することが出来る。

実施形態には、図２の処理を使用して収集された角度は、動き補償された再構成において使用出来る。計算装置１２は、低減されたアーチファクトでデータの新たな再構成を作ることが出来る。例えば、計算装置１２は、異なるスキャニング期間に一致する第一および第二の撮像データセットを一緒にレジストレーションすることが出来る。計算装置１２は、例えばワープフィールドなど、動き推定を決定するためにレジストレーションを使用出来る。計算装置１２は、推定された動きを使用して更なる撮像データセットを再構成出来、例えば次に記載の方法を使用する。Ｔａｎｇ ｅｔ ａｌ, Ａ ｃｏｍｂｉｎｅｄ ｌｏｃａｌ ａｎｄ ｇｌｏｂａｌ ｍｏｔｉｏｎ ｅｓｔｉｍａｔｉｏｎ ａｎｄ ｃｏｍｐｅｎｓａｔｉｏｎ ｍｅｔｈｏｄ ｆｏｒ ｃａｒｄｉａｃ ＣＴ, Ｐｒｏｃ. ＳＰＩＥ ９０３３, ＭＥＤＩＣＡＬ Ｉｍａｇｉｎｇ ２０１４： Ｐｈｙｓｉｃｓ ｏｆ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｉｍａｇｉｎｇ, ９０３３０４ （２０１３年３月１９日）。

例えば計算装置は、撮像データセットのうち一つの角度範囲を複数の領域へと分割して（一例だと、１２の領域を１５°ずつの領域に分割）、領域のそれぞれの部分的な再構成を収集して、動き推定を複数の領域のそれぞれの時間へと補間して、補間された動き推定を組み込むために部分的な再構成を変換して、動きが少なくとも部分的に補償されている新たな撮像データセットを収集するために部分的な再構成を組み合わせる、ことが出来る。

実施形態の中には、計算装置１２は、ＣＴスキャナ１４、メモリ２０、またはデータストアからのガントリ回転角度情報を受け取ることなく、動き推定および／または動き補償された再構成を実行出来る。

既存のシステムの中には、動き補償法がＣＴスキャナで利用可能な角度情報を活用するためにＣＴ製品（例えば、ＣＴスキャナ）へと強固に統合することが出来る。

動き補償法の再構成ステージは、補正される予定の画像についてのガントリ回転角度の知識を活用出来る。動き推定方法の中には、この情報も使用出来る。

図２の方法に従って、動き補償法（または角度情報を使用するその他の方法）は、スキャナ１４で利用可能な角度情報にアクセスしないワークステーションにより、実行することが出来る。図２の方法は、独立型ワークステーションによって、実行出来ることもある。

ガントリ角度情報は、再構成されたデータを受け取るワークステーションにとって、正常に利用することが不可能な場合がある。撮像データセットから自動的にガントリ回転の角度を決定することで、このような角度情報を使用する動き推定および／または動き補償法が、撮像データセットに適用することが出来る。すなわち、事後的な計算処理により、各撮像データセットに対応するスキャン角度範囲を計算することができ、これに基づいて撮像データセット間の管球角度差を算出することができる。従って、算出された管球角度差を用いることで、各撮像データセットに管球角度に関する情報が付帯されていない場合であっても、動き推定および／または動き補償処理を実行することが可能となる。

動き推定および／または動き補償法は、例えばＰＡＣＳシステムに記憶されているデータなど、以前に取得されたデータに適用することが出来る。ある状況で、動き推定法および／または動き補償法は、動き推定および／または動き補償におけるそれらの方法の使用を意図することなく、取得されている履歴スキャンデータ（ｈｉｓｔｏｒｉｃ ｓｃａｎ ｄａｔａ ｗｈｉｃｈ ｈａｄ ｂｅｅｎ ｃａｐｔｕｒｅｄ）に適用することが出来る。またある状況で、新たな動き推定および／または動き補償技術は、新たな動き推定および／または動き補償技術が利用可能になるよりも前に、取られたデータに適用出来る。

図１のシステムは、ＣＴスキャンデータに関連する角度パラメータを推定するために使用することが出来る。撮像データセットからガントリ回転角度を推定することで、角度が記録されていないデータにある程度の動き補償法を適用することが可能になる場合がある。

更なる実施形態において、図２の方法を使用して収集された角度は、動き推定および／または動き再構成以外のアプリケーションにおいて使用されてよい。その角度は、任意の適切なアルゴリズムへの入力として使用され得る。例えば、実施形態には、図２の方法を使用して推定された角度は、金属アーチファクト低減のプロセスにおいて使用される。また状況次第で、金属の物体（例えば、歯の詰め物、整形外科用プレート、または脊髄棒（ｓｐｉｎａｌ ｒｏｄ）など）によって生じた画像におけるアーチファクトは、画像を再構成するために使用されるデータの回転の角度に依存して、異なる可能性がある。例えば、Ｘ線が特定の角度から金属物質に当たる場合に、より散乱することがある。実施形態の中には、撮像データセットから角度を推定することにより、選択される予定の金属アーチファクトの程度が最も低い撮像データセットを許容することが出来る。また実施形態の中には、金属アーチファクトを除去するまたは低減する方法を実行するために、推定された角度が使用出来る。

上述の実施形態は、スキャナガントリが患者またはその他の被検体の周辺を回転する実施形態におけるものである。その他の実施形態において、線源および／または受信器は、患者またはその他の被検体が回転される間静止したままでも良い。このような実施形態で、図２の方法は、患者の回転の少なくとも一つの角度を決定するために使用することが出来る。一般に、決定された角度は、スキャナの少なくとも一部分および患者とその他の被検体の少なくとも一部との相対的回転の角度で良い。

本実施形態において、スキャナは、ＣＴデータを取得して、撮像データを提供するためのＣＴデータを再構成する。その他の実施形態において、スキャナは任意の適切なモダリティ（例えば、ＣＴ、コーンビームＣＴ、ＭＲ、ＰＥＴ、ＳＰＥＣＴ、Ｘ線または超音波）のデータを取得して、取得されたモダリティのデータから撮像データセットを再構成するための適切な再構成方法を使用する。スキャナは、任意の適当な二次元または三次元撮像データセットを提供するために、スキャナからデータを再構成することが出来る。実施形態の中には、スキャナがコーンビームＣＴスキャナのものがある。また実施形態には、撮像データセットが血管造影撮像データセットのものがある。

測定ボリュームは、いかなるヒトまたは動物被検体の適当な解剖学的領域であってよい。その解剖学的領域は、例えば任意の臓器（例えば心臓、肺、または肝臓）または血管（例えば冠動脈）など、任意の適切な解剖学的構造を具備する可能性がある。解剖学的領域は、動きの影響を受ける領域であってよい（例えば心臓の動き）。また解剖学的領域は、動き推定および／または動き補償を実行することが望まれるような領域に対するものであって良い。

特定の実施形態は、患者の所定の部分の二つ以上の二次元または三次元ＣＴ画像データセットを受け取ることと、各データセットは少なくとも一組のデータセットの期間が重なり合うようにして、所定の期間にわたってサイノグラムデータから再構成されて、そして少なくとも一組の画像データセットに対し、第二のデータセットの期間と重なり合わない第一のデータセットに対する期間の範囲の中間点および／または継続時間を決定することと、を具備する医用撮像方法を提供する。

中間点および／または継続時間の決定は、
ａ）それぞれの組のデータセットの各画像の二次元離散フーリエ変換（ＤＦＴ）を計算することと、
ｂ）ステップａ）において計算された二つのＤＦＴの差異を計算することと、
ｃ）ステップｂ）において計算された差異が最大の大きさを有する、角度の範囲の中間点および／またはサイズにわたって決定することと、
を具備し得る。

ステップｃ）は、差異画像の中心を通過する多くのラジアルラインに沿った二乗和を計算することと、二乗和が最大での角度を返すことと、を具備出来る。

特定の実施形態は、患者の所定の部分の三つ以上の二次元または三次元ＣＴ画像データセットを受け取ることと、各データセットは少なくとも一組のデータセットの期間が重なり合うようにして、所定の期間にわたってサイノグラムデータから再構成されて、そして少なくとも二組の画像データセットに対し、第二のデータセットの期間と重なり合わない第一のデータセットに対する期間の範囲を決定することと、そして当該期間の範囲の決定からの情報を使用して、受け取ったデータセットのそれぞれに対するＣＴガントリ回転の角度のフル範囲の角度を決定することと、を具備する医用撮像方法を提供し得る。

特定の実施形態は、患者の所定部分の三つ以上の三次元ＣＴ画像データセットを受け取ることと、少なくとも二組のデータセット間の解剖学的動きを推定することと、データセットのそれぞれに対するＣＴガントリ回転の角度の範囲を決定することと、低減されたモーションアーチファクトで更なるＣＴ画像データセットを再構成する際に、推定された解剖学的動きおよび決定された角度の範囲を使うことと、を具備する、ＣＴ画像データセットにおけるモーションアーチファクトを補正するための方法を提供する。

本実施形態では、特定の回路について説明されているが、代替的な実施形態では、これらの回路のうちの１つまたは複数の機能が単一の処理リソースまたはその他の構成要素によって提供可能であり、若しくは、単一の回路によって提供された機能は、２つ以上の処理リソースまたはその他の構成要素の組み合わせによって提供可能である。単一のユニットへの言及は、その回路の機能を提供する複数の構成要素同士が互いに離れているかに関わりなくそのような構成要素を包含し、且つ複数の回路への言及は、それらの回路の機能を提供する単一の構成要素を包含する。

上記実施形態では、再構成画像としての図２の画像Ａ，画像Ｂから出発し、２ＤＦＦＴ等によりそれぞれのフーリエデータを生成し、これらを用いた差分処理により、差異データを取得した。しかしながら、当該例に限定されず、例えば、第一の撮像データセットに対応する（すなわち、スキャン角度範囲分に対応する）第一の生データ、第二の撮像データセットに対応する（同じく、スキャン角度範囲分に対応する）第二の生データが存在する場合には、それぞれを一次元フーリエ変換することで、第一のフーリエデータ、第二のフーリエデータを取得し、図２のステージ４２以降の処理を実行することによっても、事後的に各データに対応するスキャン角度範囲（スキャン期間）を特定することができる。

他の実施形態として、ピクセルまたはボクセルのセットを具備する第一の撮像データセットを収集して、第一の撮像データセットは医用スキャナの相対的回転により収集され、第一のスキャニング期間にわたる第一の角度範囲分の測定ボリュームの測定を表す第一の測定データから再構成されており、ピクセルまたはボクセルのセットを具備する第二の撮像データセットを収集して、第二の撮像データセットは医用スキャナの相対的回転により収集され、第二のスキャニング期間にわたる第二の角度範囲分の測定ボリュームの測定を表す第二の測定データから再構成されており、幾つかの角度が角度の第一の範囲と角度の第二の範囲との両方に含まれるようにして、第二のスキャニング期間は第一のスキャニング期間と重なり、第一の撮像データセットを変換して、角度または時間のうちの少なくとも一方の関数として第一の測定データを表す第一の変換されたデータセットを収集し、第二の撮像データセットを変換して、角度または時間のうちの少なくとも一方の関数として第二の測定データを表す第二の変換されたデータセットを収集し、第一の変換されたデータセットおよび第二の変換されたデータセットとの間の差異に基づいて角度の第一の範囲および／または角度の第二の範囲のうちの少なくとも一つの角度を決定する、よう構成された処理回路を具備する医用撮像データ処理装置を提供することができる。

特定の実施形態は、ピクセルまたはボクセルのセットを具備する第一の撮像データセットを収集することと、第一の撮像データセットは医用スキャナの相対的回転により収集され、第一のスキャニング期間にわたる第一の角度範囲分の測定ボリュームの測定を表す第一の測定データから再構成されており、ピクセルまたはボクセルのセットを具備する第二の撮像データセットを収集することと、第二の撮像データセットは医用スキャナの相対的回転により収集され、第二のスキャニング期間にわたる第二の角度範囲分の測定ボリュームの測定を表す第二の測定データから再構成されており、幾つかの角度が角度の第一の範囲と角度の第二の範囲との両方に含まれるようにして、第二のスキャニング期間は第一のスキャニング期間と重なり、第一の撮像データセットを変換することと、角度または時間のうちの少なくとも一方の関数として第一の測定データを表す第一の変換されたデータセットを収集して、第二の撮像データセットを変換することと、角度または時間のうちの少なくとも一方の関数として第二の測定データを表す第二の変換されたデータセットを収集して、第一の変換されたデータセットおよび第二の変換されたデータセットとの間の差異に基づいて角度の第一の範囲および／または角度の第二の範囲のうちの少なくとも一方の角度を決定することと、を具備する医用撮像データ処理方法を提供することができる。

特定の実施形態について説明してきたが、これらの実施形態は、例として提示したにすぎず、本発明の範囲を限定することを意図したものではない。実際、本実施形態で説明さした新規の方法およびシステムはさまざまなその他の形態で具体化することが出来る。その上、本実施形態で説明された方法およびシステムの形態におけるさまざまな省略、置換、および変更は、本発明の趣旨から逸脱することなく行うことができる。添付の特許請求の範囲およびその等価物は、このような形態または変形が本発明の範囲に含まれるとして包含することを意図したものである。

１２…計算装置、１４…ＣＴスキャナ、１５…スキャナ再構成回路、１６…ディスプレイ画面、１８…入力デバイス、２０…メモリ、２２…ＣＰＵ、２４…変換回路、２６…分析回路、５０…非重複領域、６０…ラジアルライン

Claims (13)

1. 第一の角度範囲に対応する第一のスキャン期間において得られる第一のデータと、前記第一の角度範囲と重複部分を有する第二の角度範囲に対応し、且つ前記第一のスキャン期間と一部重複する第二のスキャン期間において得られる第二のデータと、を用いて、差異データを取得するデータ取得手段と、
   前記差異データに基づいて、前記第一の角度範囲及び前記第二の角度範囲のうちの少なくとも一方に含まれる少なくとも一つの角度を決定する決定手段と、
   前記少なくとも一つの角度から前記第一の角度範囲および前記第二の角度範囲の少なくとも一つを推定する推定手段と、
   を具備する医用画像処理装置。
2. 前記第一のデータ及び前記第二のデータは、ＲＡＷデータであり、
   前記データ取得手段は、前記第一のデータを用いた第一の変換処理により得られる第一のフーリエデータと、前記第二のデータを用いた第二の変換処理により得られる第二のフーリエデータとを用いて、前記差異データを取得する請求項１記載の医用画像処理装置。
3. 前記第一のデータ及び前記第二のデータは、再構成画像データであり、
   前記データ取得手段は、前記第一のデータを用いた第一の変換処理により得られる第一のフーリエデータと、前記第二のデータを用いた第二の変換処理により得られる第二のフーリエデータと、を用いて、前記差異データを取得する請求項１記載の医用画像処理装置。
4. 前記データ取得手段は、前記第一のフーリエデータと前記第二のフーリエデータとを用いた差分処理により、前記差異データを取得する請求項２又は３記載の医用画像処理装置。
5. 前記第一の変換処理及び前記第二の変換処理は、フーリエ変換、離散フーリエ変換、高速フーリエ変換、数論的変換、離散重み付け変換、チャープＺ変換、のうちの少なくともいずれかを含む請求項２乃至４のうちいずれか一項記載の医用画像処理装置。
6. 前記決定手段は、前記差異データに対数作用素を適用する請求項１乃至５のうちいずれか一項記載の医用画像処理装置。
7. 前記決定手段は、前記少なくとも一つの角度として、
   前記第一の角度範囲及び前記第二の角度範囲の非重複範囲の中間点及び境界の少なくとも一方に対応し、前記第一の角度範囲及び前記第二の角度範囲のうちの一方にのみ含まれる角度、
   前記第一の角度範囲及び前記第二の角度範囲の重複範囲の中間点及び境界の少なくとも一方に対応し、前記第一の角度範囲及び前記第二の角度範囲の双方に含まれる角度、
   のうちの少なくともいずれかを含む請求項１乃至６のうちいずれか一項記載の医用画像処理装置。
8. 前記決定手段は、前記差異データの要素の大きさに基づいて前記少なくとも一つの角度を決定する請求項１乃至７のうちいずれか一項記載の医用画像処理装置。
9. 前記決定手段は、前記少なくとも一つの角度の決定において、
   前記差異データを通る複数のラジアルラインのそれぞれに対する個別の二乗和を決定し、
   二次元関数を前記差異データにフィッティングし、
   前記差異データの中心の周りの円形軌道に沿ったプロファイルを決定し、
   前記プロファイルのスペクトル分解を取得し、
   前記差異データの反射対称の線の角度を決定する、
   請求項１乃至８のうちいずれか一項記載の医用画像処理装置。
10. 前記決定された少なくとも一つの角度を用いて、前記第一のデータと前記第二のデータとの間の動き推定を推定し、前記推定された動きに基づいて、当該動きを補償した再構成を実行する再構成手段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医用画像処理装置。
11. 前記データ取得手段は、前記第一の角度範囲及び前記第二の角度範囲と重複部分を有する第三の角度範囲に対応し、且つ前記第一のスキャン期間及び前記第二のスキャン期間と一部重複する第三のスキャン期間において得られる第三のデータと、前記第一のデータと、前記第二のデータと、を用いて前記差異データを取得し、
    前記決定手段は、前記差異データに基づいて、前記第一の角度範囲、前記第二の角度範囲、前記第三の角度範囲のうちの少なくとも一方に含まれる少なくとも一つの角度を決定し、
    前記少なくとも一つの角度から、前記第一の角度範囲、前記第二の角度範囲および前記第三の角度範囲の少なくとも一つを推定する、
    請求項１乃至１０のうちいずれか一項記載の医用画像処理装置。
12. コンピュータに、
    第一の角度範囲に対応する第一のスキャン期間において得られる第一のデータと、前記第一の角度範囲と重複部分を有する第二の角度範囲に対応し、且つ前記第一のスキャン期間と一部重複する第二のスキャン期間において得られる第二のデータと、を用いて、差異データを取得させるデータ取得機能と、
    前記差異データに基づいて、前記第一の角度範囲及び前記第二の角度範囲のうちの少なくとも一方に含まれる少なくとも一つの角度を決定させる決定機能と、
    前記少なくとも一つの角度から前記第一の角度範囲および前記第二の角度範囲の少なくとも一つを推定させる推定手段と、
    を実現する医用画像処理プログラム。
13. 第一の角度範囲に対応する第一のスキャン期間においてスキャンを実行して第一のデータを取得し、前記第一の角度範囲と重複部分を有する第二の角度範囲に対応し、且つ前記第一のスキャン期間と一部重複する第二のスキャン期間においてスキャンを実行して第二のデータを取得する撮像手段と、
    前記第一のデータ及び前記第二のデータを用いて、差異データを取得するデータ取得手段と、
    前記差異データに基づいて、前記第一の角度範囲及び前記第二の角度範囲のうちの少なくとも一方に含まれる少なくとも一つの角度を決定する決定手段と、
    前記少なくとも一つの角度から前記第一の角度範囲および前記第二の角度範囲の少なくとも一つを推定する推定手段と、
    を具備するＸ線コンピュータ断層撮像装置。

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