(57)【要約】【課題】適応投影フィルタ処理スキームを用いてコンピュータ断層システムが作成するＸ線画像のノイズを軽減させる。【解決手段】本発明の一態様において、発明は、システム情報の生成（１０２）、原始投影データの取得（１０４）、原始投影データのデータ特性の決定（１０６）、フィルタ処理済投影データを生成させるようなシステム情報及びデータ特性に応答した原始投影データの処理（１０８）、並びにフィルタ処理済投影データに応答した最終的投影データの計算（１１０）を含む。【選択図】　　　図１
2004000585.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
適応投影フィルタ処理スキーム（１００）を用いてコンピュータ断層イメージング・システム（１）が作成するＸ線画像のノイズを軽減するための方法であって、
システム情報を生成するステップ（１０２）と、
原始投影データを取得するステップ（１０４）と、
前記原始投影データのデータ特性を決定するステップ（１０６）と、
フィルタ処理済投影データを生成させるように前記システム情報及び前記データ特性に応答して前記原始投影データを処理するステップ（１０８）と、
前記フィルタ処理済投影データに応答して最終的投影データを計算するステップ（１１０）と、
を含む方法。
【請求項２】
適応投影フィルタ処理スキーム（１００）を用いてコンピュータ断層イメージング・システム（１）が作成するＸ線画像のノイズを軽減させるように、マシン読み取り可能なコンピュータ・プログラム・コードで符号化した媒体であって、
システム情報を生成するステップ（１０２）と、
原始投影データを取得するステップ（１０４）と、
前記原始投影データのデータ特性を決定するステップ（１０６）と、
フィルタ処理済投影データを生成させるように前記システム情報及び前記データ特性に応答して前記原始投影データを処理するステップ（１０８）と、
前記フィルタ処理済投影データに応答して最終的投影データを計算するステップ（１１０）と、
を含む方法を制御装置（２２）に実現させるための命令を含んでいる媒体。
【請求項３】
前記生成のステップ（１０２）が、コンピュータ断層イメージング・システム（１）の特性に応答した空気較正ベクトルを生成することを含む、請求項１または２に記載の発明。
【請求項４】
前記生成のステップ（１０２）が、ボータイ状フィルタの効果を推定するために前記空気較正ベクトルに応答したボータイ・ベクトルを計算することを含む、請求項３に記載の発明。
【請求項５】
前記取得のステップ（１０４）が、撮像対象（１２）に応答するように前記原始投影データが生成されるようにコンピュータ断層イメージング・システム（１）を動作させることを含む、請求項１または２に記載の発明。
【請求項６】
前記取得のステップ（１０４）が、オフセット補正、１次速度補正及び基準チャンネル補正に応答した方式で前記原始投影データを処理することを含む、請求項１または２に記載の発明。
【請求項７】
前記取得のステップ（１０４）が、基準チャンネルを有するコンピュータ断層イメージング・システム（１）を動作させ、該基準チャンネルの特性に応答した規格化データを生成させることを含む、請求項１または２に記載の発明。
【請求項８】
前記決定のステップ（１０６）が、前記原始投影データ、規格化データ及びボータイ・ベクトルに応答して標準偏差を決定することを含む、請求項１または２に記載の発明。
【請求項９】
前記決定のステップ（１０６）が、スキャン技法に応答した上側偏差しきい値レベル及び下側偏差しきい値レベルを決定することを含む、請求項８に記載の発明。
【請求項１０】
前記決定のステップ（１０６）が、計測変動データが生成されるように前記原始投影データを処理することを含む、請求項１または２に記載の発明。
【請求項１１】
前記処理のステップ（１０８）が、上側偏差しきい値レベル、下側偏差しきい値レベル及び前記計測変動データに応答したフィルタ処理済投影データを生成させるように前記原始投影データに平滑化フィルタを適用することを含む、請求項２２に記載の媒体。
【請求項１２】
前記処理のステップ（１０８）が、前記コンピュータ断層イメージング・システム（１）の各チャンネルごとに前記原始投影データに平滑化フィルタを適用することを含む、請求項１４に記載の媒体。
【請求項１３】
前記計算のステップ（１１０）が、前記データ特性及び計測変動データに応答して荷重関数を計算することを含む、請求項１４に記載の媒体。
【請求項１４】
前記計算のステップ（１１０）が、前記原始投影データ、前記フィルタ処理済投影データ及び荷重関数に応答して前記最終的投影データを計算することを含む、請求項１または２に記載の発明。
【請求項１５】
イメージング・システムが作成する画像のノイズを軽減するための方法であって、
イメージング・システム（１）及びスキャン対象を取得するステップと、
前記対象に応答した原始投影データを生成させるように前記イメージング・システム（１）を動作させるステップと、
前記原始投影データを処理すべきか否かを判定するために前記原始投影データを検査するステップと、
適応投影フィルタ処理スキーム（１００）を用いて前記原始投影データを処理するステップであって、該フィルタ処理スキーム（１００）は、
システム情報を生成すること（１０２）、
前記原始投影データのデータ特性を決定すること（１０６）、
フィルタ処理済投影データを生成させるように前記システム情報及び前記データ特性に応答して前記原始投影データを処理すること（１０８）、
前記フィルタ処理済投影データに応答して最終的投影データを計算すること（１１０）、
を実行しているような処理ステップと、
を含む方法。
【請求項１６】
Ｘ線画像のノイズを軽減させるためのシステムであって、
対象空洞（１０）を画定しているＸ線源（４）及び放射線検出器アレイ（６）を有するガントリ（２）であって、前記Ｘ線源（４）及び前記放射線検出器アレイ（６）は前記対象空洞（１０）によって分離されるようにして該ガントリ（２）と回転式に連携しているようなガントリ（２）と、
前記対象空洞（１０）との通信を可能にするように前記ガントリ（２）と移動式に連携している対象支持構造（８）と、
適応投影フィルタ処理スキーム（１００）を有する処理デバイス（３２）であって、該フィルタ処理スキーム（１００）は、
システム情報を生成すること（１０２）、
原始投影データを取得すること（１０４）、
前記原始投影データのデータ特性を決定すること（１０６）、
フィルタ処理済投影データを生成させるように前記システム情報及び前記データ特性に応答して前記原始投影データを処理すること（１０８）、
前記フィルタ処理済投影データに応答して最終的投影データを計算すること（１１０）、
を実行しているような処理デバイス（３２）と、
を備えるシステム。
【請求項１７】
適応投影フィルタ処理スキーム（１００）を用いてイメージング・システムが作成する画像のノイズを軽減させるためのシステムであって
イメージング・システム（１）と、
前記イメージング・システム（１）と連絡するように配置した対象（１２）であって、前記イメージング・システム（１）が該対象（１２）に応答した原始投影データを生成しているような対象（１２）と、
処理デバイス（３２）であって、
システム情報を生成すること（１０２）、
前記原始投影データを取得すること（１０４）、
前記原始投影データのデータ特性を決定すること（１０６）、
フィルタ処理済投影データを生成させるように前記システム情報及び前記データ特性に応答して前記原始投影データを処理すること（１０８）、
前記フィルタ処理済投影データに応答して最終的投影データを計算すること（１１０）、
を実行しているような処理デバイス（３２）と、
を備えるシステム。
【請求項１８】
前記対象（１２）が患者（１２）である、請求項１７に記載のシステム。
【請求項１９】
前記イメージング・システム（１）がコンピュータ断層イメージング・システム（１）である、請求項１７に記載のシステム。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、全般的にはＸ線画像のノイズを軽減させるための方法及びシステムに関し、さらに詳細には、適応投影フィルタ処理スキームを用いてコンピュータ断層（ＣＴ）システムが作成するＸ線画像のノイズを軽減させるための方法及びシステムに関する。
【０００２】
【発明の背景】
ＣＴイメージング・システムでは、Ｘ線源が、デカルト座標系のＸ−Ｙ平面（一般に「撮像面」と呼ばれる）内に位置するようにコリメートされた扇形状のビームを放射線検出器のアレイに向けて放出しており、この放射線検出器の各々はこの扇形状ビームを受け取るためにＣＴシステム内に配置した１つの検出器素子を含んでいる。対象（例えば、患者）は、撮像面内に位置するようにし、かつ通過するＸ線ビームを受けるようにしてＸ線源と放射線検出器アレイの間に配置している。Ｘ線ビームが対象を通過すると、放射線検出器のアレイに入射する前にそのＸ線ビームは減衰を受ける。検出器アレイで受け取られた減衰したビーム状放射線の強度は対象によるＸ線ビームの減衰に応答しており、各検出器素子は検出器素子の位置のビーム強度に応答した別々の電気信号を発生させる。これらの電気信号のことを、Ｘ線減衰計測値またはＸ線画像と呼ぶ。
【０００３】
さらに、Ｘ線源及び検出器アレイは、Ｘ線ビームが撮像対象を切る角度が一定に変化するようにして、撮像面内でこの対象の周りをガントリと共に回転することがある。あるガントリ角度で検出器アレイより得られる一群のＸ線減衰量計測値（すなわち、投影データ）のことを「ビュー（ｖｉｅｗ）」という。また、対象の「スキャン・データ（ｓｃａｎ）」は、Ｘ線源と検出器アレイが１回転する間に、様々なガントリ角度で得られるビューの集合からなる。アキシャル・スキャンでは、この投影データを処理し、対象から切り出した２次元スライスに対応する画像を構成させる。単一検出器アレイを利用したＣＴシステムではそのスライス厚はコリメータの幅によって制御かつ決定しており、また多重検出器アレイを利用したＣＴシステムではそのスライス厚は、複数の検出器サブユニットの寄与を合算すること、並びにコリメータを各スライスの外側エッジまで物理的に移動させることによって制御かつ決定している。
【０００４】
高分解能（サブミリメートル級の）スキャン及びより速いスキャン速度の導入に伴って、ＣＴシステムのピーク時及び持続時電力要件は劇的に増大した。この理由の１つは、高分解能の画像ほどより小さいスライスが必要となるからである。これによって、個々のセル間にあるギャップのために事実上付加的な信号損失が導入されると共に、検出されるＸ線光子の数が大幅に少なくなる。例えば、８スライス型スキャナの最小スライス厚は１．２５ｍｍであるが、１６スライス型スキャナの最小スライス厚は０．６２５ｍｍである。このように、Ｘ線管電力が同じだと仮定すると、１６スライス型スキャナに関する検出Ｘ線光子の数は８スライス型スキャナに関する検出Ｘ線光子数と比べて２分の１以下となる。
【０００５】
ノイズや統計的変動を除去するように平滑化操作を実行する際の主要な障害の１つは、実信号（ｒｅａｌ　ｓｉｇｎａｌ）変動を統計的変動から分離させる能力にある。信号データのある種の変動が統計的変動だけに起因することが再構成より前に分かっていれば、Ｘ線画像の空間分解能に影響を与えずに信号データに低域通過フィルタを適用することができる。統計的変動と実信号変動あるいは構造とに起因する変動同士の識別の手がかりは、計測した信号のノイズ特性である。ＣＴイメージングでは、広範な前処理と較正のステップを実行してアーチファクトの無い（すなわち、ノイズの無い）画像を保証している。しかしながら、これらのステップの後では統計的変動の分布を特徴付けることは極めて困難である。
【０００６】
【課題を解決するための手段】
上で検討した欠点や欠陥、及びその他の欠点や欠陥は、適応投影フィルタ処理スキームを用いてコンピュータ断層イメージング・システムが作成するＸ線画像のノイズを軽減するための方法であって、システム情報を生成すること、原始投影データを取得すること、該原始投影データのデータ特性を決定すること、フィルタ処理済投影データを生成させるように該システム情報及び該データ特性に応答して該原始投影データを処理すること、並びに該フィルタ処理済投影データに応答して最終的投影データを計算すること、を含む方法によって克服または軽減される。
【０００７】
適応投影フィルタ処理スキームを用いてコンピュータ断層イメージング・システムが作成するＸ線画像のノイズを軽減させるように、マシン読み取り可能なコンピュータ・プログラム・コードで符号化した媒体であって、システム情報を生成すること、原始投影データを取得すること、該原始投影データのデータ特性を決定すること、フィルタ処理済投影データを生成させるように該システム情報及び該データ特性に応答して該原始投影データを処理すること、並びに該フィルタ処理済投影データに応答して最終的投影データを計算すること、を含む方法を制御装置に実現させるための命令を含んでいる媒体である。
【０００８】
イメージング・システムが作成する画像のノイズを軽減するための方法であって、イメージング・システム及びスキャン対象を取得すること、該対象に応答した原始投影データを生成させるように該イメージング・システムを動作させること、該原始投影データを処理すべきか否かを判定するために該原始投影データを検査すること、適応投影フィルタ処理スキームを用いた該原始投影データの処理であって、該フィルタ処理スキームはシステム情報を生成すること、該原始投影データのデータ特性を決定すること、フィルタ処理済投影データを生成させるように該システム情報及び該データ特性に応答して該原始投影データを処理すること、該フィルタ処理済投影データに応答して最終的投影データを計算すること、を実行しているように処理すること、を含む方法である。
【０００９】
Ｘ線画像のノイズを軽減させるためのシステムであって、Ｘ線源及び放射線検出器アレイを有している１つの対象空洞を画定するガントリであって、該Ｘ線源及び該放射線検出器アレイは該対象空洞によって分離されるようにして該ガントリと回転式に連携しているようなガントリと、該対象空洞との通信を可能にするように該ガントリと移動式に連携している対象支持構造と、適応投影フィルタ処理スキームを有する処理デバイスであって、該フィルタ処理スキームはシステム情報を生成すること、原始投影データを取得すること、該原始投影データのデータ特性を決定すること、フィルタ処理済投影データを生成させるように該システム情報及び該データ特性に応答して該原始投影データを処理すること、該フィルタ処理済投影データに応答して最終的投影データを計算すること、を実行しているような処理デバイスと、を備えるシステムである。
【００１０】
適応投影フィルタ処理スキームを用いてイメージング・システムが作成する画像のノイズを軽減させるためのシステムであって、イメージング・システムと、該イメージング・システムと連絡するように配置した対象であって該イメージング・システムは該対象に応答した原始投影データを生成するような対象と、処理デバイスであって、システム情報を生成すること、該原始投影データを取得すること、該原始投影データのデータ特性を決定すること、フィルタ処理済投影データを生成させるように該システム情報及び該データ特性に応答して該原始投影データを処理すること、該フィルタ処理済投影データに応答して最終的投影データを計算すること、を実行しているような処理デバイスと、を備えるシステムである。
【００１１】
本発明に関する上記及びその他の特徴並びに利点は、当業者であれば以下の詳細な説明及び図面からその真価を認めかつ理解することであろう。
【００１２】
【発明の実施の形態】
ここで幾つかの図において同じ要素には同じ番号を付している例示的な図面を参照する。
【００１３】
例示的な実施の一形態として、適応投影フィルタ処理スキームを用いてイメージング・システムが作成するＸ線画像のノイズを軽減させるための方法及びシステムについて、本明細書の以下においてコンピュータ断層（ＣＴ）イメージング・システムに関連させて記載し検討しているが、本発明の方法及びシステムは磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）など別のイメージング・システムに用いることも可能である。
【００１４】
図１及び図２を参照すると、Ｘ線源４、放射線検出器アレイ６、患者支持構造８及び対象空洞１０を有するガントリ２を含んだ代表的なＣＴイメージング・システム１を表しており、Ｘ線源４と放射線検出器アレイ６は対象空洞１０によって分離されるようにして相対して配置されている。患者支持構造８上には患者１２などの対象を配置しており、次いで対象は対象空洞１０内に配置される。Ｘ線源４は患者１２を通過させるようにして放射線検出器アレイ６に向けてＸ線ビーム１４を投射する。次いで、Ｘ線ビーム１４は、デカルト座標系の「撮像面」と呼ぶＸ−Ｙ平面内の来るようにコリメータによりコリメートを受ける。患者１２を通過し患者１２により減衰を受けた後、放射線検出器アレイ６によって減衰したＸ線ビーム１６が受け取られる。放射線検出器アレイ６は、その各々が減衰Ｘ線ビーム１６を受け取って減衰Ｘ線ビーム１６の強度に応答した電気信号を発生しているような複数の検出器素子１８を含む。
【００１５】
さらに、Ｘ線源４と放射線検出器アレイ６はガントリ２及び患者支持構造８に対して回転式に配置されており、これによってＸ線源４及び放射線検出器アレイ６は患者支持構造８が対象空洞１０内に配置された際にこの患者支持構造８の周りを回転することが可能となる。Ｘ線投影データは、スキャンの間にＸ線源４及び放射線検出器アレイ６を患者１２の周りに回転させることによって取得している。Ｘ線源４及び放射線検出器アレイ６は、ＣＴイメージング・システム１に連携する制御機構２０と連絡することが好ましい。制御機構２０はＸ線源４及び放射線検出器アレイ６の回転及び動作を制御している。
【００１６】
制御機構２０は、Ｘ線源４と連絡しているＸ線制御装置２２、ガントリ・モータ制御装置２４、及び放射線検出器アレイ６と連絡しているデータ収集システム（ＤＡＳ）２６を含んでおり、Ｘ線制御装置２２はＸ線源４に電力及びタイミング信号を提供しており、ガントリ・モータ制御装置２４はＸ線源４及び放射線検出器アレイ６の回転速度及び角度位置を制御しており、またＤＡＳ２６は検出器素子１８が生成した電気信号データを受け取りこのデータを後続の処理のためにディジタル信号に変換している。ＣＴイメージング・システム１はさらに、画像再構成デバイス２８、データ記憶デバイス３０及び処理デバイス３２も含んでおり、この処理デバイス３２は画像再構成デバイス２８、ガントリ・モータ制御装置２４、Ｘ線制御装置２２、データ記憶デバイス３０、入力デバイス３４及び出力デバイス３６と連絡している。さらに、ＣＴイメージング・システム１はまた、処理デバイス３２及び患者支持構造８と連絡したテーブル制御装置３８を含んでおり、これによって患者支持構造８の対象空洞１０に対する位置を制御している。
【００１７】
患者１２は患者支持構造８上に配置することが好ましく、次いで患者は対象空洞１０内に配置されるようにオペレータにより処理デバイス３２を介して位置決めされる。ガントリ・モータ制御装置２４は、Ｘ線源４及び放射線検出器アレイ６を患者１２に対して回転させるように処理デバイス３２を介して操作を受ける。Ｘ線制御装置２２は、Ｘ線源４に対して、コリメートしたＸ線ビーム１４を放射線検出器アレイ６、さらには患者１２に向けて放出し投射させるように処理デバイス３２を介して操作を受ける。Ｘ線ビーム１４は、減衰Ｘ線ビーム１６を生成するように患者１２を通過し、放射線検出器アレイ６によって受け取られる。
【００１８】
検出器素子１８は減衰Ｘ線ビーム１６を受け取り、減衰Ｘ線ビーム１６の強度に応答した電気信号データを発生させ、かつこの電気信号データをＤＡＳ２６に通信している。次いでＤＡＳ２６は、この電気信号データをディジタル信号に変換すると共にこのディジタル信号と電気信号データの両方を画像再構成デバイス２８に通信しており、この画像再構成デバイス２８は高速の画像再構成を実行する。次いでこの情報は、処理デバイス３２に通信されており、処理デバイス３２は画像をデータ記憶デバイス３０内に保存すると共に出力デバイス３６を介してディジタル信号を画像として表示する。
【００１９】
図３を参照しながら、適応投影フィルタ処理スキーム１００を用いてＣＴ画像のノイズを軽減するための方法を記述した流れ図を示しかつ検討する。例示的な実施の一形態では、ステップ１０２に示すように空気較正ベクトル（ａｉｒ−ｃａｌ　ｖｅｃｔｏｒ）やボータイ・ベクトル（ｂｏｗｔｉｅ　ｖｅｃｔｏｒ）などのシステム情報が生成される。空気較正ベクトル（Ａｉｒｃａｌ（γ））は、チャンネル別の利得変動及びボータイ状フィルタの形状に応答して生成される（ここで、γは放射線検出器アレイ６がアイソレイ（ｉｓｏ−ｒａｙ）とにより形成する検出器角である）。この処理は、患者１２を対象空洞１０内に配置しない状態でＣＴイメージング・システム１を用いて一連のスキャンを実行することによって達成することが好ましい。各角γにおいて各チャンネルごとに読み取ったスキャンのチャンネル平均強度を取得し、さらに、ある定数をそれぞれのチャンネル平均強度で割り算することによってその角γとチャンネルに対する空気較正値を決定する。各角γにおける各チャンネルごとの空気較正値は空気較正ベクトル（Ａｉｒｃａｌ（γ））の構成要素となっている。この計算は様々なコリメータ開口、焦点サイズ、管電圧及びボータイ状フィルタの形状に関して実施すべきであることに留意されたい。空気較正ベクトルはチャンネル別の利得変動及びボータイ状フィルタの形状に対応するため、この空気較正ベクトルは、ボータイ状フィルタにより及ぼされるあらゆる影響（ボータイ状フィルタの存在に起因する入力Ｘ線フラックスの不均一性など）、並びに検出器アレイ６及び／またはＤＡＳ２６により及ぼされるチャンネル別の利得変動を除去できるので有利である。
【００２０】
空気較正ベクトルを決定し終えた後、ボータイ状フィルタが生成させるボータイ効果を推定するためのボータイ・ベクトル（Ｂ（γ））を生成させる。ボータイ・ベクトルは、次式で与えられるような空気較正ベクトル（Ａｉｒｃａｌ（γ））の多項式当てはめの実行によって生成させることが好ましい。
Ｂ（γ）＝ｐｏｌｙ＿ｆｉｔ（ｘ２，Ａｉｒｃａｌ（γ））
上式において、ｘはアイソチャンネルをゼロとした放射線検出器アレイ６に対する検出器チャンネル指標、γは放射線検出器アレイ６がアイソレイとにより形成する角度である。別法として、上述の多項式当てはめにおいてｘ２の代わりにγ２を独立変数として使用することができる。ボータイ・ベクトルは上で示すようにして生成させることが好ましいが、ボータイ状フィルタの形状が既知であるため、ボータイ状フィルタの経路長及び減衰を検出器角γの関数として理論的に計算することによってボータイ・ベクトルを推定することもできる。しかし、ＣＴイメージング・システム１には本来的に若干の整列不良が存在することや減衰係数がＸ線スペクトルの関数として変化するため、ボータイ形状を精密に計算することは困難である。
【００２１】
ステップ１０２に示すように空気較正ベクトル及びボータイ・ベクトルを生成させた後、ステップ１０４に示すようにＣＴイメージング・システム１を用いて原始投影データ（ｐ（γ））を取得する。この処理は対象空洞１０内に配置した患者１２を表す原始投影データを生成させるようにＣＴイメージング・システム１を動作させることによって達成することができる。次いでこの原始投影データは、オフセット補正、１次速度補正及び基準チャンネル補正など様々な動作特性に対応するように処理デバイス３２によって処理される。さらに、原始投影データを取得しながら、基準データまたは規格化データを取得するようにＣＴイメージング・システム１の別の基準チャンネル（γ０）を動作させている（ここで、規格化データとは患者１２と独立しておりＣＴイメージング・システム１の動作特性に応答したデータである）。上で検討した原始投影データの処理ではこの規格化データを用いている。
【００２２】
これらの値を取得し終えた後、ステップ１０６に示すように原始投影データのデータ特性を決定することがある。これらのデータ特性は算出した標準偏差、上側偏差しきい値レベル、下側偏差しきい値レベル及び計測変動データを含むことが好ましいが、所望の最終目的に適した別の任意のデータ特性を使用することもできる。
【００２３】
これらの値を取得し終えた後、算出標準偏差（σ（γ））を次式によって計算することができる。
σ（γ）＝［Ｂ（γ）＊（ｐ（γ））１／２］／［（ｐ（γ０））］
上式において、Ｂ（γ）はボータイ・ベクトル、ｐ（γ）は原始投影データ、またｐ（γ０）は基準チャンネルγ０に関して取得した規格化データである。標準偏差σ（γ）は統計的変動のみに基づく原始投影データの変動の推定値を表している。標準偏差を取得し終えた後、利用するスキャン技法（スライス厚、ｋＶ、ｍＡ、ヘリカル、ピッチ、その他）に応答した方式によって上側偏差しきい値レベル（ｔｈｉ）と下側偏差しきい値レベル（ｔｌｏ）を決定する。
【００２４】
図４及び図５を参照すると、あるＱＡファントームに関する投影データ（例えば、較正済みの投影）とその対応する算出標準偏差の一例をそれぞれ表している。上述のようにして計算した算出標準偏差を実線で示しており、一方これに対応する計測変動を点線で表している。算出標準偏差と計測変動の間に良好な一致が得られて有利であることが分かる。
【００２５】
さらに図６を参照すると、原始投影データは次いで、計測変動データ（ξ（γ））を生成するように処理される。この計測変動データは、実構造（ｒｅａｌ　ｓｔｒｕｃｔｕｒｅ）のろ過による空間分解能への影響を軽減しており、関心対象チャンネルに関する及び／または様々な向きに関する原始投影データのある狭い近傍または範囲に対する標準偏差（例えば、検出器チャンネルγの方向、ビューβの方向、検出器横列ｎの方向及び／またはγとβの両者を横切る対角線などその他の中間的方向の分散など）を使用して計算することがある。実構造のろ過による原始投影データの空間分解能への影響をさらに軽減させるため、標準偏差をすべての向きに関して計算することがあり、また最小の変動を計測変動データとして選択することがある。別法として、上で決定されるような最小変動の平均も、計測変動データとして選択することがある。上での検討のように、上述の説明を簡略化するために、ｐ（γ）を用いて検出器チャンネルを介して取得した原始投影データを特定していることに留意すべきである。しかし実際には、検出器チャンネルを介して取得した原始投影データの特定にはｐ（γ，β，ｎ）を使用すべきである（ここでは上述のように、γは検出器角を意味し、βは投影角を意味し、またｎは検出器横列を意味している）。
【００２６】
計測変動データを取得した後、ステップ１０８に示すようにフィルタ処理済投影データ（ｐｆ（γ））を生成させるように原始投影データを処理する。この処理は、先ず計測変動データを、算出標準偏差と、さらには上側偏差しきい値レベル（ｔｈｉ）及び下側偏差しきい値レベル（ｔｌｏ）と比較することによって達成することが好ましい。次いでこの原始投影データは計測変動データに応答した方式で処理する。例えば、ξ（γ）≧σ（γ）ｔｈｉであれば、計測した変動は対象の実構造を表している可能性が極めて高いため原始投影データに対してはフィルタ処理や平滑化操作を全く実行しない。この場合、原始投影データは変更されないままである。しかし、ξ（γ）≦σ（γ）ｔｌｏであれば、原始投影データに対してフィルタ処理または平滑化操作を実行してフィルタ処理済投影データを生成させ、さらに原始投影データをこのフィルタ処理済投影データに置き換える。さらに、σ（γ）ｔｈｉ＞ξ（γ）＞σ（γ）ｔｌｏであれば、部分的フィルタ処理済投影データを生成させるように原始投影データに及ぼすフィルタ処理の量をこれらの２つの極限間で次式で与えるようにして変動させることがある。
｛σ（γ）ｔｈｉ−ξ（γ）｝／｛σ（γ）（ｔｈｉ−ｔｌｏ）｝
このように上の検討に照らして、荷重関数（α（γ））は、その結果が原始投影データとフィルタ処理済投影データとの線形合成となるように生成させることができる。例えば、α（γ）は次式で記述することができる。
α（γ）＝１　　（ξ（γ）≦σ（γ）ｔｌｏ）
α（γ）＝｛σ（γ）ｔｈｉ−ξ（γ）｝／｛σ（γ）（ｔｈｉ−ｔｌｏ）｝　　（σ（γ）ｔｌｏ＜ξ（γ）＜σ（γ）ｔｈｉ）
α（γ）＝０　　（ξ（γ）≧σ（γ）ｔｈｉ）
【００２７】
上で検討したフィルタ処理操作も計測変動データと同じ向きに沿って選択し、実構造を回避するように変動がより少ない方向に沿って原始投影データをフィルタ処理することがあることに留意すべきである。さらに、この平滑化フィルタは低域通過フィルタであることが好ましく、また所望の最終目的に適合した低域通過フィルタや統計ベース・フィルタの任意のタイプとすることもできる。
【００２８】
ステップ１０６でフィルタ処理済投影ｐｆ（γ）を生成させた後、ステップ１１０に示すように最終的投影データｐｒ（γ）を計算する。ｐｒ（γ）は次式のようにして計算することができる。
ｐｒ（γ）＝ｐ（γ）−α（γ）［ｐ（γ）−ｐｆ（γ）］
上式において、ｐｆ（γ）はフィルタ処理済投影データ、ｐ（γ）は原始投影データ、またα（γ）は上述したような荷重関数である。次いで、最終的投影データｐｒ（γ）はデータ記憶デバイス３０内に保存させかつ／または最終的投影画像として表示させる。
【００２９】
フィルタ処理済投影データｐｆ（γ）は上述したように取得することが好ましいが、フィルタ処理済投影データは最終目的に適合した任意の方法、デバイスまたはノイズ抑制技法を用いて取得できることに留意すべきである。
【００３０】
上で検討した方法及びシステムの例示的な実施の一形態を用いると、大幅に画像ノイズを低減させた画像データが再構成されるので有利である。このことは、従来の再構成技法を用いたＱＡファントームの再構成画像を表した図７と、例示的な実施の一形態に従った適応投影フィルタ処理スキームを用いた同じＱＡファントームの再構成画像を表した図７とを参照することにより理解することができる。図９は図７と図８の差を示すための差分画像である。図９には構造情報が全く存在せず、適応投影フィルタ処理スキーム１００によって原始投影データｐ（γ）の空間分解能が維持かつ保存（ｐｒｅｓｅｒｖｅ）されるので有利であることを図９は示していることに留意すべきである。
【００３１】
荷重関数及び最終的投影を生成させるような線形処理について例示してきたが、第１の別の実施形態では、荷重関数及び／または最終的投影は、非線形処理及び／または非線形方法を用いて決定することがある。さらに、上で検討したようなフィルタ処理操作は、計測したデータに応答した方式によって動的に調整することができる。このようして、ノイズ変動が小さいと判定された場合は、幾つかの向きに関する平均フィルタ処理済投影データを用いてノイズ抑制能力を強化することができる。
【００３２】
第２の別の実施形態では、上で検討した上記技法を反復して適用することがある。例えば、画像を再構成した後、その再構成画像を原始投影データのフィルタ処理に関するガイドとして用いることがある。この処理はその再構成画像に基づいて対象グラジエント（ｏｂｊｅｃｔ　ｇｒａｄｉｅｎｔ）変動を計算することによって達成することができる（ここで、グラジエントとは再構成する対象の様々な向きでの変動のことである）。次いでこの推定対象グラジエントは、フィルタ処理をガイドするために標準偏差と共に用いることができる。これにより、原始投影データの局所的変動がグラジエント計算に一致すればその計測変動はノイズではなく実構造であると見なすことによってフィルタ処理に関する追加的なガイドラインを提供することができる。
【００３３】
第３の別の実施形態では、患者１２に応答した方式によって上側偏差しきい値レベルと下側偏差しきい値レベルを動的に調整することがある。例えば、変化が緩やかなエリアをスキャンしているときは、上側偏差しきい値レベルと下側偏差しきい値レベルを、実構造をさらに保存させるように下向きに調整することや、ノイズ抑制を高めるように上向きに調整することがある。さらに、これらのしきい値はＸ線管電流の変調に応答した方式によって動的に調整することがある。これは、Ｘ線被曝量を軽減させるために、管電流を投影角度及び／またはスキャン部位の関数として変化させることがあるという理由による。このように、これらのしきい値レベルは、Ｘ線フラックスの変化に対応させるために静的または動的に修正することがある。
【００３４】
本発明によりイメージング・システムがさらに小さい腫瘍などより小さい異常及び／または問題点をより早い段階でスキャンし発見できるので有利である。これにより臨床的に受容可能な画質を作成するのに要するＸ線フラックスの総量が減少し、このため患者１２が受けるＸ線被曝量を減少できるので有利である。さらに、Ｘ線管出力に制限がある状況下の利用において、この実施形態はより改良された画質を提供できる。
【００３５】
例示的な実施の一形態では、適応投影フィルタ処理スキーム１００は、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）システムなど所望の最終目的に適合した任意のイメージング・システムによって取得した収集データに適用することができる。
【００３６】
例示的な実施の一形態では、図３の処理はコンピュータ・プログラムに応答して動作する処理デバイス３２を介して実現することができる。したがって、指示した機能や所望の処理、並びに計算の実行（例えば、フーリエ解析アルゴリズム（複数のこともある）の実行、ここで指示する制御処理、その他）のために、その制御装置は、プロセッサ（複数のこともある）、コンピュータ（複数のこともある）、メモリ、記憶装置、レジスタ（複数のこともある）、タイミング機構、割り込み機構（複数のこともある）、通信インタフェース、入力／出力信号インタフェース、並びにこれらの少なくとも１つを含むような組み合わせ、を含むことがある（ただし、これに限らない）。例えば制御装置は、通信インタフェースからのこうした信号に対する正確なサンプリング並びに変換や収集を可能にするような信号入力信号フィルタ処理を含むことがある。本発明の趣旨範囲内において、図３の処理は処理デバイス３２から遠隔式に配置した制御装置によって実現させることもできるものと考えることができる。
【００３７】
上述のように、本発明はコンピュータ実現による処理法及びこれらの処理を実施する装置の形態で具現化することができる。本発明はさらに、フレキシブルディスク、ＣＤ−ＲＯＭ、ハードドライブ、あるいはその他任意のコンピュータ読み取り可能記憶媒体など有形メディアの形で具現化される命令を含んだコンピュータ・プログラム・コードであって、コンピュータにロードして実行させた際にそのコンピュータを本発明を実施するための装置とさせるようなコンピュータ・プログラム・コードの形態で具現化することができる。再プログラム可能な記憶装置（例えば、フラッシュ・メモリ）を有する既存のシステムを、本発明を実現させるようにアップデートすることもできる。本発明はさらに、例えば、記憶媒体内に保存しているか、コンピュータへのロード及び／またはコンピュータによる実行であるか、何らかの伝送媒体を介した（電線やケーブルを経由する、光ファイバを通す、または電磁放射を介するなどによる）送信であるかによらず、コンピュータにロードして実行させた際にそのコンピュータを本発明を実施するための装置とさせるようなコンピュータ・プログラム・コードの形態で具現化することができる。汎用のマイクロプロセッサ上で実現する際には、そのコンピュータ・プログラムのコード・セグメントは特有の論理回路を生成させるようにそのマイクロプロセッサを構成させている。
【００３８】
本発明に関し例示的な実施の一形態を参照しながら記載してきたが、本発明の範囲を逸脱することなく様々な変更が可能であると共に、本発明の各要素は等価物により代用可能であることは当業者であれば理解するであろう。さらに、多くの修正形態により、本発明の範囲を逸脱することなく具体的な状況や素材を本発明の教示に適応させることができる。したがって、本発明を実行するように企図されたベストモードとして開示した具体的な実施形態に本発明を限定しようという意図ではなく、逆に本発明により、添付の特許請求の範囲の域内に入るすべての実施形態を包含させようとする意図である。さらに、第１（ｆｉｒｓｔ）、第２（ｓｅｃｏｎｄ）などの語の使用は順位や重要性をなんら示すものではなく、第１、第２などの語はある要素を別の要素と区別するために使用したものである。
【図面の簡単な説明】
【図１】例示的な実施の一形態に従った撮像のために配置したＣＴイメージング・システムと患者の斜視図である。
【図２】例示的な実施の一形態によるＣＴイメージング・システムのブロック概要図である。
【図３】例示的な実施の一形態による適応投影フィルタ処理スキームを用いてＣＴ画像のノイズを軽減させるための方法の流れ図である。
【図４】ＱＡファントームの画像データを示すグラフである。
【図５】ＱＡファントームの算出標準偏差と計測標準偏差を示すグラフである。
【図６】Ｘ線源、Ｘ線ビーム及び放射線検出器アレイの配置の一例の図である。
【図７】従来の再構成技法を用いたＱＡファントームの再構成画像である。
【図８】例示的な実施の一形態による適応投影フィルタ処理スキームを用いたＱＡファントームの再構成画像である。
【図９】図７と図８の画像の差を表した差分画像である。
【符号の説明】
１　ＣＴイメージング・システム
２　ガントリ
４　Ｘ線源
６　放射線検出器アレイ
８　患者支持構造
１０　対象空洞
１２　患者
１４　Ｘ線ビーム
１６　減衰Ｘ線ビーム
１８　検出器素子
２０　制御機構
２２　Ｘ線制御装置
２４　ガントリ・モータ制御装置
２６　データ収集システム（ＤＡＳ）
２８　画像再構成デバイス
３０　データ記憶デバイス
３２　処理デバイス
３４　入力デバイス
３６　出力デバイス
３８　テーブル制御装置
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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