JPH11514121A - リング状画像アーチファクトの補正 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 コンピュータ・トモグラフィ装置に、密度値から画像の輝度値を取り出す再構成ユニット（１）が設けられる。上記画像の輝度値から補正された輝度値を取り出す画像処理システム（２）は、これら画像の輝度値の半径方向及び接線方向の変化を計算するよう構成されている。この画像処理システムは、更に、上記半径方向の変化と接線方向の変化との間のずれを計算し、このずれと前記画像の輝度値とから補正された輝度値を取り出すように構成されている。

Description

【発明の詳細な説明】 リング状画像アーチファクトの補正 技術分野 本発明は、密度値から画像の輝度値を取り出す再構成ユニットと、これら画像 の輝度値から補正された輝度値を取り出す画像処理システムとを含むようなコン ピュータ・トモグラフィ装置に関する。又、本発明は画像処理方法にも関する。 背景技術 この種のコンピュータ・トモグラフィ装置は、米国特許第４６７０８４０号か ら既知である。 コンピュータ・トモグラフィは、なかでも、Ｘ線を用い、これらＸ線はＸ線源 から発し、例えば放射線医学的に検査されるべき患者等の被検物を照射し、そし て位置感知型のＸ線検出器により検出される。このＸ線検出器は空間中に延在し 、上記Ｘ線源に対し略固定された位置を占める。上記Ｘ線源及びＸ線検出器は被 検物に対して多数の傾きで配置され、これにより多数の密度分布を記録する。前 記再構成ユニットは、これら密度分布から上記被検物のスライスの画像を導出す る。コンピュータ・トモグラフィは、好ましくは、医学診断放射線学において患 者のスライス画像を形成するために使用される。 前記既知のコンピュータ・トモグラフィ装置は、画像をリング状アーチファク トに関して補正する画像処理システムを含んでいる。このようなアーチファクト は、特に、Ｘ線検出器の個々の検出器セルの感度の差により生ずる。 発明の開示 本発明の目的は、リング状アーチファクトを既知の装置により達成されるより も正確に補正する画像処理方法を提供することにある。 この目的は本発明による画像処理方法により達成されるが、該方法は、 − 前記画像内の中心を選択し、 − 該画像の１以上の点において、当該画像の輝度値の前記中心に対する半径方 向の変化を算出し、 − 該画像の１以上の点において、当該画像の輝度値の前記中心に対する接線方 向の変化を算出し、 − 当該画像の輝度値と、前記半径方向の前記変化と前記接線方向の前記変化と の間の偏差とから、補正された輝度値を導出する、 各過程を有し、 前記偏差が本質的に画像情報を表していないことを特徴としている。 リング状アーチファクトは、輝度値の概ね回転対称なずれ（偏差）である。本 発明は、画像内のアーチファクトが上記回転対称の回転中心から固定の距離に関 しては略一定であり、主に上記回転中心から距離が変化すると変化するという事 実を利用している。本発明は、この特性を利用して、当該画像の輝度値からアー チファクトを抽出する。画像のリング状アーチファクトを補正するために、アー チファクトは、通常、当該画像の幾つかの部分から決定することができる。これ は、特に、一つ又は数個のリングのみが含まれる場合である。何故なら、このよ うなリングは、当該画像の該リングを最も明瞭に視認することができる部分から 抽出することができるからである。当該画像内のリング状アーチファクトが発生 する位置に関しては、補正された輝度値は、これら該当位置における各輝度値と 、上記の決定されたアーチファクトとから導出される。 本発明によりリング状アーチファクトに関して画像を補正するために、前記回 転対称の回転中心が中心として選択される。この中心は、画像の幾何学中心に一 致させる必要はない。画像が形成される環境が、当該画像内の上記中心の位置を 決定することになる。特に、当該画像がＸ線コンピュータ・トモグラフィにより 形成されている場合は、上記中心はＸ線源とＸ線検出器との合成回転の回転中心 に対応することになる。本発明によれば、２つの互いに直交する方向が画像内で 区別される。画像内の個々の位置において、半径方向とは、前記画像の中心と当 該位置とを通り当該画像の縁に向かうラインの方向である。画像内の個々の位置 において、接線方向とは、当該画像の中心を中心として有する円に沿い、当該位 置を通って延びる方向である。半径方向における輝度値の変化は、当該画像にお ける該画像の中心を通る略同一ライン上に位置する各位置での輝度値の間の差の 大きさを表している。接線方向における輝度値の変化は、当該画像における該画 像の中心から略同一の距離に位置する各位置での輝度値の間の差の大きさを表し ている。好ましくは、各位置は、半径方向及び接線方向の変化が当該画像におけ る局部的な輝度値の差を表すように、互いに近接して位置するようにとられる。 半径方向の変化と接線方向の変化との間の差は、画像情報にも関係するかも知れ ないがリング状アーチファクトにも関係するであろう。このような差は、それら が画像情報及びリング状アーチファクトに各々基づくものである限り、互いに区 別することができることが分かった。このことは、殆ど如何なる画像情報も表さ ず、主にリング状アーチファクトを表すような半径方向の変化と接線方向の変化 との偏差を、当該画像の輝度値から抽出することを可能にする。該偏差は主にリ ング状アーチファクトを表すので、正確に補正された輝度値を上記偏差と輝度値 とから導出することが可能となる。上記の補正された輝度値を用いて、リング状 アーチファクトを実質的に含まないが、検査すべき対象物の略全ての画像情報は 維持されているような補正された画像を生成することができる。この補正された 画像は高い診断品質を有し、このことは低コントラストの細かな詳細を画像中に 好適に可視化することができることを意味する。従って、この補正された画像は 医学診断を行う医師にとって価値ある診断補助となる。既知の補正方法と比較し て、本発明による方法は比較的短い計算時間を必要とするのみである。 本発明による画像処理方法の好ましい実施例は、前記半径方向及び／又は前記 接線方向における変化が、当該画像の高周波数成分から導出されることを特徴と している。 画像の低周波数成分は、当該画像における輝度値の主に遅い空間変化を含んで いる。該低周波数成分は、主に比較的粗い画像構造に関係する画像情報を表して いる。特に前記各検出器セルの僅かな感度の差により生じるアーチファクトのよ うなリング状アーチファクトは、画像の高周波数成分中に存在する。好適な高周 波数成分は、センチメートル当たり約４〜２０ライン対の範囲内の輝度変化でも って解像度を表すことが分かった。また、好適な低周波数成分は、センチメート ル当たり約１〜２ライン対の範囲内の輝度変化でもって解像度を表す。前記高周 波数成分は、好ましくは、該成分が輝度値の速い変化を主に半径方向に含むよう に、選択される。輝度値の半径方向及び接線方向の変化が上記のような高周波数 成分から抽出される場合は、これら２つの変化から抽出される偏差が前記のよう なリング状アーチファクトを正確に表すようになる。 リング状アーチファクトは接線方向では主に遅い変化を含み、半径方向では速 い変化を含むので、上記のような半径方向の高周波数成分はリング状アーチファ クトの補正に特に好適である。 本発明による画像処理方法の他の好適な実施例は、前記半径方向及び前記接線 方向における前記各変化の低周波数成分が対応する各上限より小さいような前記 画像内の各位置に関して、前記偏差が前記半径方向における前記変化と前記接線 方向における前記変化とから導出されることを特徴としている。 画像情報は、主に、比較的大きな輝度変化に含まれている。例えば、医療画像 においては、器官の又は血管等の他の解剖学的構造の縁は、比較的大きな輝度変 化が関わっている。患者の体内に導入されたカテーテルの画像も、比較的大きな 輝度変化につながる。輝度値の半径方向変化と接線方向変化との間の偏差の決定 が、当該画像における該画像の短い距離にわたって変化が過剰ではないような各 位置を、それが該当する上限未満であるから、専ら考慮に入れるならば、当該画 像情報が不当にアーチファクトとは見なされないことが保証される。上記上限の 適切な値は、好ましくは、実験的に決定される。このような適切な値はリング状 アーチファクトが防止されるべき画像の形式に依存することが分かった。 本発明による画像処理方法の他の好ましい実施例は、前記接線方向における前 記変化と前記半径方向における前記変化の低周波数成分とが対応する各上限より 小さいような前記画像内の各位置に関して、前記偏差が前記半径方向の高周波数 成分から導出されることを特徴としている。 画像の部分、好ましくは半径方向及び接線方向の低周波数成分が対応する上限 より低い、従って過度に大きくない、小さな領域では、局部的に多くても僅かな 輝度変化しか発生しない。従って、このような小さな領域は殆ど如何なる画像情 報も含んでいない。このような領域は、好ましくは、これら領域が例えば数十の 画素のような相当数の画素を含むほど大きいが、当該画像内の典型的な構造の寸 法よりも十分に小さいものとする。更に、このような各領域は接線方向変化の高 周波数成分が専ら小さいように選択される。このように、半径方向変化の高周波 数成分は、主にリング状アーチファクトの局部的輝度変化を表すようになる。 本発明による画像処理方法の他の好ましい実施例は、前記偏差が、前記半径方 向の前記高周波数成分が上限値より小さいような前記画像内の各位置に対して導 出されることを特徴としている。 結局、画像中の鋭い且つ大きな輝度変化は、通常、画像情報を表す。このよう な鋭い変化は、画像中の輝度値の比較的短い距離にわたる比較的大きな変化に関 するものである。例えば、医療画像においては、器官及び血管又は頭蓋骨の壁の ような他の解剖学的構造の縁は、鋭い輝度変化が関わるものである。患者の体内 に導入されたカテーテルの画像も、鋭い輝度変化を発じさせる。半径方向変化の 高周波数成分に関して非常に大きな値を持つ画像内の各位置が、前記偏差の決定 に関して考慮されないなら、当該画像情報が不当にはアーチファクトであるとは みなされないようになる。特に、頭蓋骨の壁の一部のような、画像中の半径方向 の鋭い輝度変化がリング状アーチファクトであるとはみなされなくなる。適切な 上限値は好ましくは実験的に見出される。 本発明による画像処理方法の他の好ましい実施例は、前記偏差が、前記半径方 向変化における前記高周波数成分の、扇形部上にわたり接線方向に平均化された 値から導出されることを特徴としている。 リング状アーチファクトは接線方向には殆ど変化しないことが分かった。画像 内の扇形部にわたって高周波数成分を平均化することにより、前記偏差が正確に リング状アーチファクトを表し、画像情報により殆ど妨害されなくなる。画像中 の扇形部は、当該画像の中心から一定の又は実際的に略一定な距離に位置し、且 つ、方位に関する値が所定の範囲内に在るような部分である。このように、上記 扇形部は前記中心からの上記距離と前記方位の範囲とにより決まる。適切な扇形 部は例えば円の４分の１、８分の１又は１６分の１の部分である。 本発明による画像処理方法の他の好適な実施例は、前記半径方向及び接線方向 の前記変化が前記対応する各上限より小さいような前記画像における位置の数が 、所定の最小値と比較されることを特徴としている。 偏差が前記上限より小さいような位置の数が十分にない場合は、リング状アー チファクトが当該画像内で発生しそうにはない。前記偏差が上記上限より小さい ような位置の数が前記最小値より大きくない場合は、画像処理が信頼性がない旨 の警告を発してもよい。多分、上記のような警告と一緒に、全ての確立において 当該画像では生じないであろうようなリング状アーチファクトを補正する目的の 更なる画像処理をやめることも可能である。適切な最小値は、例えば、全画素数 の２０％である。 本発明による画像処理方法の他の好適な実施例は、前記画像における個々の位 置に関する前記偏差の導出が補間を含むことを特徴としている。 前記偏差は、輝度値の局部的な半径方向及び接線方向変化から当該画像内の限 られた数の位置について導出すれば十分であることが分かった。当該画像の他の 位置に関する偏差は、近傍の位置に関して決定された偏差の値の間の補間により 算出することが可能である。両方向の輝度値の変化からの前記偏差の完全な計算 は当該画像の限られた位置に関してのみしか必要とされないから、リング状アー チファクトに関する画像の補正は非常に時間が掛かるというわけではない。実際 には、上記のような完全な計算は全画素数の僅かなパーセントに関してのみしか 必要とされないことが分かった。例えば５１２ｘ５１２画素の全画像をリング状 アーチファクトに関して補正するには、約１００ｍｓより多くは必要とはされず 、密度分布から当該画像を再構成するに要する計算時間の数パーセントに過ぎな い。 本発明による画像処理方法の他の好適な実施例は、前記偏差の導出が、該偏差 の値の前記接線方向の低周波数フィルタ操作を含むことを特徴としている。 画像の中心部は、当該画像の中心から比較的短い距離に位置する部分である。 画像が直角座標における画素の正方形マトリクスとして得られる場合には、当該 画像の中心部における方位の値が所与の間隔内であるような所与の画像区画は、 これら画素が前記中心の近くに位置するので、殆ど画素を有さないであろう。画 像の中心部における画素の上記のような分布は、特に、画像情報又はリング状ア ーチファクトとは関係のないような接線方向の高周波数輝度変化を生じさせる。 上記偏差の妨害は、当該画像の中心部において、補間に用いられる偏差の値の接 線方向の低周波数フィルタ操作を実施することにより、防止される。好ましくは 、 低周波数フィルタ操作は、半径方向変化の高周波数成分について接線方向になさ れる。これによれば、リング状アーチファクトとは関係のない輝度変化に対する 過度の感度が防止される。 本発明による該方法は、コンピュータ・トモグラフィにより得られる画像内の リング状アーチファクトを防止するのに特に適している。特に、コンピュータ・ トモグラフィ装置内の各検出器セルの感度間の僅かな差が、上記のようなリング 状アーチファクトを生じさせる。しかしながら、本発明による方法は、画像がど の様に形成されたかに関係なく、これらの画像のリング状アーチファクトの補正 にも好適である。 また、本発明の他の目的は本発明による上記方法を実施するに適したコンピュ ータ・トモグラフィ装置を提供することにある。 上記他の目的は、密度値から画像の輝度値を導出する再構成ユニットと、該画 像の前記輝度値から補正された輝度値を導出する画像処理システムとを含むコン ピュータ・トモグラフィ装置において、前記画像処理システムが、 前記画像内の中心を選択し、 該画像の１以上の点において、当該画像の輝度値の前記中心に対する半径方向 の変化を算出し、 該画像の１以上の点において、当該画像の輝度値の前記中心に対する接線方向 の変化を算出し、 当該画像の輝度値と、前記半径方向の変化と前記接線方向の変化との間の偏差 とから、補正された輝度を導出する、 ように構成され、 前記偏差が本質的に画像情報を表していないことを特徴としている。 現代のコンピュータ・トモグラフィシステムは、好ましくは、固体検出器セル を備えるＸ線検出器を使用する。個々の検出器セルの感度の間には僅かではあっ ても差が生じ、これら差が当該画像内にリング状アーチファクト、即ち輝度値の リング状偏差を生じさせることが分かった。本発明によるコンピュータ・トモグ ラフィシステムの画像処理システムは、各検出器セルの感度の間の僅かな差によ り生じるリング状アーチファクトに関して画像を補正することができることが、 分かった。 本発明によるコンピュータ・トモグラフィ装置の有利な実施例は、請求項１１ 及び１２に規定されている。該画像処理システムは、適切にプログラムされたコ ンピュータ又は特別に設計されたハードウェア回路を備える（マイクロ）プロセ ッサとして有利に設計することができる。 図面の簡単な説明 本発明の上記及び他の特徴を以下の実施例及び添付図面を参照して以下に詳細 に説明するが、添付図面において： 第１図は、本発明が用いられるコンピュータ・トモグラフィ装置を概念的に示 し、 第２図は、画像における半径方向及び接線方向をグラフ的に示し、 第３図は、輝度値の配列を当該画像の半径方向及び接線方向位置の関数として グラフ的に示し、 第４図は、本発明によるコンピュータ・トモグラフィ装置の画像処理システム を示す。 発明を実施するための最良の形態 第１図は、本発明が使用されるコンピュータ・トモグラフィ装置を概念的に示 している。スリット形状のダイアフラム１０を介して、Ｘ線源３が広がる平らな (扇状の)Ｘ線ビームを放出し、例えば検査されるべき患者等の対象物４を照射す る。Ｘ線検出器５が上記Ｘ線源３に対向するように配置されている。本実施例の 該Ｘ線検出器は、個別の検出器セル１１のアレイを含むような位置感知型のＸ線 検出器である。これら検出器セル１１は、例えば、ガス（キセノン）封入型の検 出器又は固体検出器である。前記扇型のＸ線ビームの厚さは、前記Ｘ線源とＸ線 検出器との間の中間で測定して概ね１ｍｍと１０ｍｍとの間である。患者を通過 し上記Ｘ線検出器に入射する該放射の強度は、主に、上記Ｘ線源とＸ線検出器と の間のテーブル１２上に位置する患者４内での吸収により決まる。該Ｘ線吸収は 、Ｘ線源３とＸ線検出器５とを一緒に支持枠１３により患者の廻りに回転させ ることにより、多数のラインに沿う多数の方向で測定される。Ｘ線源及びＸ線検 出器の上記組合せ回転は連続的であってもよいが、間欠的であってもよい。更に 、照射及び回転の間に、患者を当該回転軸に沿って移動させ、これにより上記Ｘ 線検出器が当該患者の意味のある三次元体積からデータを得るようにすることも できる。Ｘ線源とＸ線検出器との回転系とは別に、当該コンピュータ・トモグラ フィ装置は、回転可能ではないが患者の周囲に（略）完全に延在するような検出 系を有していてもよい。一般的に言って、上記Ｘ線源及びＸ線検出器は、一緒に 、患者の廻りで完全に、従って３６０度にわたって、回転される。他の例として 、検出系は患者の全周囲に沿って配設することもでき、この場合にはＸ線源が患 者の廻りを完全に回転される。更に、患者の廻りに配設されたリング状陽極の形 態のＸ線源を利用することもでき、この場合、当該陽極材料からＸ線が発生され るようにする電子ビームの目標が、上記患者の廻りを上記リング状陽極に沿って 移動するようにする。しかしながら、原理的には、患者の廻りを１８０度と当該 扇状ビームの開口角度との和に相当する角度にわたって回転する扇状ビームを利 用すれば十分である。 前記Ｘ線源及びＸ線検出器の各位置又は向き（orientation）において、個々 の検出器セル１１により入力されるＸ線の強度がデジタル化され、再構成ユニッ ト１に供給される。再構成ユニット１は、該測定データから、検査すべき患者の スライスの画像を導出する。再構成ユニット１は、上記測定データを既知の誤り 及びアーチファクト源に関しては少なくとも部分的に補正するよう構成されてい る。例えば、当該画像の高輝度値及び低輝度値は、当該患者のＸ線が強く及び弱 く吸収される部分に各々対応する。このような画像は、上記再構成ユニットに結 合されたモニタ６上に表示することができる。該画像は、デジタル画像マトリク スとして記憶するか、又は更なる処理のために画像処理ユニット７に供給される 。 個々の検出器セル１１の感度の僅かな差は、再構成ユニット１により生成され る上記画像にリング状のアーチファクトを生じさせる。更なる対策が講じられな いなら、１０^-4のみの相対感度差でさえも、画像中に明瞭に視認することができ るアーチファクトが生ずることが分かった。本発明によるコンピュータ・トモグ ラフィ装置は、画像を上記のようなリング状アーチファクトに対して補正する よう構成された画像処理システム２を含む。 第２図は、画像中における半径方向及び接線方向をグラフ的に示している。当 該画像は、位置が直角座標（i,j）により与えられる多数の、例えば５１２ｘ５ １２の、画素を有している。これら画素の各々には、輝度値Ｐ_ijが関連付けられ ている。画素（i,j）における半径方向は、当該座標系の原点Ｏ（0,0）からの半 径に沿う方向である。リング状アーチファクトは、通常、画像中に不所望な同心 円として発生するので、当該座標系の原点を画像中のこれら円の共通中心に位置 させるのが便利である。各画素において、接線方向は方位角φが一定の半径ｒに おいて増加する方向である。直角座標を用いる代わりに、直角座標系における位 置（x=i，y=j）は、第３図に示すように極座標系における位置（r=α，φ=β） により示すこともできる。本発明の画像処理方法を実施するためには、前記各輝 度値を極座標系の位置に基づいて示すのが便利である。このやり方は、特にｐ_ij ＝ｐ_{αcosβ,αsinβ}＝ｑ_αβであり、従ってｑ_αβが第２ｂ図に示すように変 換された輝度値を極座標系における座標に基づいて表しているので可能である。 上記の変換された輝度値ｑ_αβはアドレス指定可能なメモリに容易に記憶するこ とができる。 第４図は、本発明によるコンピュータ・トモグラフィ装置の画像処理システム を示している。前記再構成ユニットが輝度値Ｐ_ijを当該画像処理システム２の入 力端子２１に供給する。これら輝度値は、例えば、電子ビデオ信号の信号レベル により表されている。変換ユニット２２は直角座標系の輝度値Ｐ_ijを当該画像に おける極座標系の輝度値ｑ_αβに変換する。これら変換された輝度値は差分フィ ルタ２４、２５に供給され、これらフィルタは上記の変換された輝度値から半径 方向及び接線方向の変化の成分Ｑ_r及びＱ_φを各々抽出する。差分フィルタ２４ はローパス差分フィルタであり、上記変換された輝度値ｑ_αβから半径方向の変 化の低周波数成分Ｑ_rを抽出する。該低周波数半径方向成分Ｑ_rは、当該画像の主 に半径方向における比較的大きな距離にわたる輝度値の変化を含んでいる。該低 周波数半径方向成分Ｑ_rは主に半径方向の輝度変化に関係し、これら輝度変化は センチメートル当たり１〜２のライン対のような粗い画像細部に相当する。前記 接線方向成分Ｑ_φは主に接線方向の輝度値の変化を含んでいる。 上記低周波数半径方向成分Ｑ_r及び接線方向成分Ｑ_φは比較器ユニット２６に 供給され、該ユニットはこれら成分の大きさを各上限と比較する。これら上限は メモリ２７から得ることができる。当該比較器ユニットは個別の比較器２８を有 することができ、これら比較器の各々は前記高周波数半径方向成分及び接線方向 成分を対応する上限と各々比較する。他の例として、単一の比較器２８を利用し て、例えば、半径方向低周波数成分及び接線方向線分を対応する上限と順次比較 するようにしてもよい。上記各比較器２８はカウンタ２９と共働するが、該カウ ンタは当該画像内のどれだけ多くの位置において前記半径方向及び接線方向の変 化が上記各上限未満に留まるかを計数するものである。カウンタ２９は上記各比 較器に結合されてもよいし、又はこれら比較器２８と共に比較器ユニット２６内 に集積化されてもよい。比較器ユニット２６は、当該画像における前記低周波数 の半径方向及び接線方向成分が各上限未満であるような位置を示す制御信号Ｃ₁ を出力する。該制御信号Ｃ₁はハイパスフィルタ３１を調整して、前記低周波数 半径方向及び接線方向成分が各上限未満である限り、前記の変換された輝度値ｑ_αβ から高周波数半径方向成分Ｓ_rを導出する。該高周波数半径方向成分は、各 扇形部にわたって、即ち前記方位角（φ）の所与の範囲にわたって、平均化され る。この目的のため、上記高周波数半径方向成分Ｓ_rは積分器３２に供給される 。該積分器は、前記方位の各範囲にわたり積分することにより平均高周波数半径 方向 の１６個の扇形部にわたり算出されるものとする。偏差に関する値が、当該画像 中の個々の位置に関して、上記平均高周波数半径方向成分の各値の補間により算 出される。この目的のため、当該画像処理システムには積分器３２に結合された 補間器３５が設けられる。 る他の比較器３３も含んでいる。この上限値はメモリ３４から取り出される。比 択する。このようにして、前記平均高周波数半径方向成分のうち比較的高い値に より表される画像情報は、リング状アーチファクトに関する補正に寄与するのを 防止される。偏差に関わる当該画像内の個々の位置に関する値が、実際に、画素 値Ｒ_αβのリング状アーチファクトの極座標での画像を構成する。 リング状アーチファクトの該画像は逆変換器３６により直角座標に逆変換され る。逆変換器３６は画素値Ｒ_αβを上記リング状アーチファクトの直角座標系に おける画素値Ｓ_ijに逆変換するように構成されている。この逆変換器３６と前記 変換ユニット２２は互いに逆の変換をなすように構成されている。加算器ユニッ ト３７を用いて、リング状アーチファクトを表す上記画素値Ｓ_ijは当該画像の対 これら補正された輝度値は、例えば処理された画像に関する電子ビデオ信号の信 号レベルにより表される。上記輝度値と画素値との加算の代わりに、加算以外の 演算を補正された輝度値を形成するのに使用することもできる。所望の演算は、 例えば、前記差分フィルタ２４、２５によりどの程度正確に前記半径方向及び接 線方向成分が形成されるかに依存する。 前記カウンタ２９は、当該画像における低周波数の半径方向及び接線方向成分 が対応する上限より小さいような位置の数を計数する。カウンタ２９により計数 された位置の数はメモリ３０内に用意された最小値と比較される。この場合、比 較器４０が上記計数値と最小値とを比較する。計数値が上記最小値より小さい場 合は、比較器４０は制御信号Ｃ₂を出力する。制御信号Ｃ₂は、半径方向及び接線 方向の変化が当該画像内の数個の位置のみで対応する上限より小さいままである なら、加算器３７を不活性化する。制御信号Ｃ₂が、半径方向及び接線方向の変 化が上記上限より小さいような点の数が少ない、即ち前記最小値より小さい、こ とを示している場合は、指示ユニット４１が活性化され、これにより使用者にリ ング状アーチファクトに関する補正はなされないことを報知する。適切な最小値 は実験的に決定することができる。 当該画像処理システムの上記各機能は、適切にプログラムされたコンピュータ 又は当該目的のために考えられた集積回路を伴う（マイクロ）プロセッサによっ ても同様に果たすことができる。本発明によるコンピュータ・トモグラフィ装置 においては、上記画像処理システムの各機能は再構成ユニット１と統合すること もできる。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．画像を処理する方法において、 前記画像内の中心を選択し、 該画像の１以上の点において、当該画像の輝度値の前記中心に対する半径方 向の変化を算出し、 該画像の１以上の点において、当該画像の輝度値の前記中心に対する接線方 向の変化を算出し、 当該画像の輝度値と、前記半径方向の前記変化と前記接線方向の前記変化と の間の偏差とから、補正された輝度を導出する、 ような各過程を有し、 前記偏差が本質的に画像情報を表していないことを特徴とする画像処理方法 。 ２．請求項１に記載の画像処理方法において、前記半径方向及び／又は前記接線 方向における前記変化が、前記画像の高周波数成分から導出されることを特徴と する画像処理方法。 ３．請求項１又は請求項２に記載の画像処理方法において、前記半径方向及び前 記接線方向における前記各変化の低周波数成分が対応する各上限より小さいよう な前記画像内の各位置に関して、前記偏差が前記半径方向における前記変化と前 記接線方向における前記変化とから導出されることを特徴とする画像処理方法。 ４．請求項１に記載の画像処理方法において、前記接線方向における前記変化と 前記半径方向における前記変化の低周波数成分とが対応する各上限より小さいよ うな前記画像内の各位置に関して、前記偏差が前記半径方向の高周波数成分から 導出されることを特徴とする画像処理方法。 ５．請求項４に記載の画像処理方法において、前記偏差が、前記半径方向の前記 高周波数成分が上限値より小さいような前記画像内の各位置に対して導出される ことを特徴とする画像処理方法。 ６．請求項４又は請求項５に記載の画像処理方法において、前記偏差が、前記半 径方向変化における前記高周波数成分の、扇形部上にわたり前記接線方向に平 均化された値から導出されることを特徴とする画像処理方法。 ７．請求項１ないし請求項６の何れか一項に記載の画像処理方法において、前記 半径方向及び接線方向の前記変化が前記対応する各上限より小さいような前記画 像における位置の数が、所定の最小値と比較されることを特徴とする画像処理方 法。 ８．請求項１ないし請求項７の何れか一項に記載の画像処理方法において、前記 画像における個々の位置に関する前記偏差の前記導出が補間を含むことを特徴と する画像処理方法。 ９．請求項８に記載の画像処理方法において、前記偏差の導出が、前記偏差の値 の前記接線方向の低周波数フィルタ操作を含むことを特徴とする画像処理方法。 10．密度値から画像の輝度値を導出する再構成ユニット（１）と、該画像の前記 輝度値から補正された輝度値を導出する画像処理システム（２）とを含むコンピ ュータ・トモグラフィ装置において、前記画像処理システムが、 前記画像内の中心を選択し、 該画像の１以上の点において、当該画像の輝度値の前記中心に対する半径方 向の変化を算出し、 該画像の１以上の点において、当該画像の輝度値の前記中心に対する接線方 向の変化を算出し、 当該画像の輝度値と、前記半径方向の前記変化と前記接線方向の前記変化と の間の偏差とから、補正された輝度を導出する、 ように構成され、 前記偏差が本質的に画像情報を表していないことを特徴とするコンピュータ ・トモグラフィ装置。 11．請求項１０に記載のコンピュータ・トモグラフィ装置において、前記画像処 理システムが、前記半径方向及び前記接線方向における前記各変化の低周波数成 分が対応する各上限より小さいような前記画像内の各位置に関して、前記半径方 向における前記変化と前記接線方向における前記変化とから前記偏差を導出する ように構成されていることを特徴とするコンピュータ・トモグラフィ装置。 12．請求項１０又は請求項１１に記載のコンピュータ・トモグラフィ装置におい て、前記画像処理システムが、前記半径方向及び接線方向の前記変化が前記対応 する各上限より小さいような前記画像における位置の数を、所定の最小値と比較 するように構成されていることを特徴とするコンピュータ・トモグラフィ装置。