(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
Ｘ線源（３，１１）およびＸ線画像検出器（４）を備えたＸ線診断装置を動作させるための方法において、
相互にずらされた低分解能の個別画像（ｇi，１７ａ〜１７ｄ）の画像列が互いに異なる座標系により作成され、
画像（ｇi，１７ａ〜１７ｄ）の座標系の統一が、次のステップ
・１つの任意の画像が基準画像（ｇR）として選択されるステップ、
・低分解能の各個別画像（ｇi，１７ａ〜１７ｄ）について、画像平面内における回転角（αi）および並進（ｘi，ｙi）からなる座標における最適なアフィン変換（Ｔi）が
【数１】
0005224695.tif 000005
で計算されるステップ、
・それぞれの個別画像（ｇi，１７ａ〜１７ｄ）を基準画像（ｇR）に対して最小の誤差で描出するパラメータが求められるステップ、
・計算された変換により全ての低分解能の個別画像（ｇi，１７ａ〜１７ｄ）が共通な座標系に移行されるステップ
により行われ、
これらの個別画像（ｇi，１７ａ〜１７ｄ）から高分解能の画像（１８）が算出され、
座標系の統一は低分解能の個別画像（ｇi，１７ａ〜１７ｄ）の２Ｄアフィン変換に基づいて行われ、
低分解能の個別画像（ｇi，１７ａ〜１７ｄ）の画像列は、動かない対象のＸ線画像（ｇi（ｉ＝１…Ｎ），１７ａ〜１７ｄ）であり、そして互いにずらされている
ことを特徴とするＸ線診断装置の動作方法。
【請求項２】
回転角（αi）および並進（ｘi，ｙi）はサブピクセル精度にて決定されることを特徴とする請求項１記載の方法。
【請求項３】
互いにずらされた低分解能の個別画像（１７ａ〜１７ｄ）の画像列が作成されることを特徴とする請求項１又は２記載の方法。
【請求項４】
互いに回転された低分解能の個別画像（１７ａ〜１７ｄ）の画像列が作成されることを特徴とする請求項１乃至３の１つに記載の方法。
【請求項５】
低分解能の個別画像（１７ａ〜１７ｄ）の画像列が作成され、それらの個別画像の一部は互いにずらされ、残りは互いに回転されていることを特徴とする請求項１乃至４の１つに記載の方法。
【請求項６】
互いにずらされかつ同時に回転された低分解能の個別画像（１７ａ〜１７ｄ）の画像列が作成されることを特徴とする請求項１乃至５の１つに記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、Ｘ線源およびＸ線画像検出器を備えたＸ線診断装置を動作させるための方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
この種の公知のＸ線診断装置は、図１に示されているように、支持台１に回転可能に支持されているＣアーム２を有し、Ｃアーム２の端部にＸ線放射器３およびＸ線画像検出器４が取り付けられている（例えば、特許文献１参照）。
【０００３】
図示の支持台１の代わりに、床および／または天井式の支持台も使用可能である。Ｃアーム２は、Ｘ線放射器３およびＸ線画像検出器４の電子的な結合が行なわれるいわゆる電子式Ｃアーム２と置き換えることができる。
【０００４】
Ｘ線画像検出器４は、とりわけアモルファスシリコン（ａＳｉ）から形成された矩形または正方形の平面型の半導体検出器であるとよい。
【０００５】
Ｘ線放射器３のＸ線通路内には、検査すべき患者を撮影するための患者用寝台５が存在する。
【０００６】
Ｘ線診断学においては、信頼性のある正しい診断の基礎として高分解能画像が必要とされる。最小の細部も高画質で可視化することが目標である。Ｘ線診断学においては、まず第一に、与えられるＸ線量によって画質への影響がもたらされる。しかし、Ｘ線量は、まず第一に、画像ノイズおよびＸ線画像のコントラストに影響を及ぼし、極めて一般的に言うならば、高いＸ線量はノイズが少なくてコントラストの強い画像をもたらす。
【０００７】
もっとも、平面型検出器（ＦＤ）を使用する場合には、Ｘ線量はＸ線画像の分解能に対して直接的な影響をもたらさない。この場合には、Ｘ線画像の分解能はほとんど検出器システムのピクセル分解能に依存する。
【０００８】
高分解能のＸ線画像を表示するための従来技術は、Ｃアーム装置におけるいわゆるズームフォーマットである。この方法は、画像発生のためにＸ線画像検出器全体を使用するのではなくて、画像が拡大されて現れるように、小さい部分面しか使用しない。しかし、この方法にも、最終的に、Ｘ線イメージインテンシファイア（ＲＢＶ）もしくは平面型検出器（ＦＤ）における既存の分解能に限界がある。Ｘ線画像検出器の物理的な分解能よりも小さい解剖学的細部を表示することはできない。例えば二重３次補間により、個別の画像を高分解能へ高める算定をする画像補間方法も、小さすぎてそれによって目に見えない細部を際立たせることはできない。
【０００９】
分解能を改善するための唯一の解決策は、ＲＢＶシステムおよびＦＤシステムの場合、Ｘ線画像検出器の高価な変更である。すなわち、改善されたＸ線画像検出器は、例えば、同じ面積において、１０２４×１０２４ピクセルの代わりに２０４８×２０４８ピクセルを提供しなければならない。しかし、これは検出器製造者に高い要求をし、この要求は、新たなＸ線画像検出器がもたらすコストについて云々するまでもなく、今日において既に最新の技術的可能性の限界に到達している。更に、分解能を高くする場合に小さくなる個々のピクセルの面積は、Ｘ線量子効率に対して直接的な影響を持ち、それにともなって、例えばＸ線画像中のノイズに対しても直接的な影響を持つ。
【００１０】
要するに、ピクセル分解能を高めるための技術的可能性は非常に制限されている。
【００１１】
この理由から、以前の出願（独国特許出願第１０２００５０１０１１９．４号）において、今日のＣアーム装置について、ソース−イメージ距離（ＳＩＤ）の変化が提案されている。異なる距離（ＳＩＤ）を有する低い分解能の画像列が作成され、画像の座標系の統一が行なわれ、それらの画像から１つの高分解能画像、いわゆるＣアーム超分解能画像が得られる。しかし、Ｃアーム装置は、一般に、診断目的に使用されるＸ線システムではない。なぜならば、標準的なＸ線画像を作成するためには、高価すぎかつ多すぎる機能を持っているからである。上述のＣアーム解決策、すなわちＳＩＤの変化は、今日における簡単なシステムの場合に適用できない。なぜならば、この場合には一般にＳＩＤが可変でないからである。
【００１２】
例えば普通のビデオカメラまたは写真カメラにより画像が撮影される他の分野においても類似の問題が存在する。写真カメラの分解能は技術的に任意に高めることができない。例えば、衛星撮影および軍事上の監視撮影のように、画像において高詳細度が要求される用途では、多数の個別の撮影を考慮してこれらから１つの個別の高分解能画像を算定する方法は、しばらく前から「超分解能（スーパーレゾリューション）」なる概念のもとに公知である（例えば、非特許文献１参照）。
【００１３】
医療分野においては、高分解能ＭＲＩ画像の発生のために超分解能法を使用することが公知である（例えば、非特許文献２参照）。
【００１４】
超分解能法の作用原理は、入力としてアフィン変換によって相互にレジストレーション可能な画像列が意のままになることに基づいている。衛星撮影の場合、またはビデオカメラにより撮影されたビデオシークエンスの場合、このアフィン変換は、例えば画像内のシーンの移動によって発生させられている。この変換はアフィン変換の要求を十分に満たし、非常に簡単に実現することができる。
【００１５】
次のような超分解能の一般的なモデルが公知である（例えば、非特許文献３参照）。すなわち、画像列の低分解能画像ｇiは、それの画像平面への高分解能画像ｆの投影Ｐおよびアフィン変換によるそれらの座標系の調整の結果である。低分解能を有する画像しか観察できない場合には、高分解能画像は、カメラの限定された可能性のために観察できない。その結果は、画像ｇiがアフィン変換のために異なる座標系にあり、超分解能法が正常に働いていることも判断しなければならないということになる。
【００１６】
図２に基づいて超分解能の原理を説明する。各升目は、大きいのも小さいのも、個々のピクセルまたは個々の画素である。図２には、ピクセル９を有する低分解能の第１の画像６ならびにｘ方向およびｙ方向に移動された同じ低分解能の第２の画像７が示され、これらは、変換により、画素１０を有する１つの高分解能画像８に導かれるべき画像である。高分解能に算定された画像８において画素１０の面積は小さく、これに対して低分解能の原画像６および７のピクセル９の面積は大きい。
【００１７】
超分解能のために要求される座標系のずらしは、衛星撮影およびビデオ撮影については非常に簡単に発生させることができる。
・  衛星撮影の場合：
衛星が自分で地球の周りを移動する。撮影画像がそれによって相互にずらされている。
・  ビデオ撮影の場合：
適切な移動が手動案内にて非常に簡単に可能である。
すなわち、いずれの場合にも低分解能を有する画像の移動されるシーンが高分解能画像のための初期の産物をなす。
【特許文献１】独国特許出願公開第１００３７７３５号明細書
【非特許文献１】Sina Farsiu et al.,"Advances and Challenges in Super-esolution"，Invited Paper，  International Journal of Imaging Systems and  echnology，Special Issue on High Resolution Image Reconstruction，Vol.14，No.2，pp.47-57,2004
【非特許文献２】Sharon Peled et al.,"Superresolution in MRI：Application  to Human White Matter Fiber Tract Visualization by Diffusion Tensor Imaging"，Magnetic  Resonance in Medicine，45,pp.29-35(2001)
【非特許文献３】"Super-resolution Reconstruction of Image Sequences"，IEEE  Transactions on Pattern Analysis and Machine Intelligence，Vol．21，No．9，pp．817-834,September 1999
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００１８】
本発明の課題は、簡単なＸ線装置の場合にも簡単なやり方で最小の細部の最大の認識可能性が保証されているように冒頭に述べたごとき方法を構成することにある。
【課題を解決するための手段】
【００１９】
この課題は、本発明によれば、次によって解決される。
相互にずらされた低分解能の個別画像の画像列が互いに異なる座標系により作成され、
画像の座標系の統一が行なわれ、
画像から高分解能画像が算定されること。
【００２０】
Ｘ線装置への超分解能の利用によって、他の技術的可能性によっては今日では困難のもとにしか達成できない詳細度を可能にする分解能を持ったＸ線画質が実現される。それにより、今日のＸ線画像検出器にとっては全く小さすぎる解剖学的構造または病変を可視化することができる。
【００２１】
有利なやり方では、低分解能画像の２Ｄアフィン変換によって、超分解能画像を得ることができる。
【００２２】
本発明による方法は次のステップを含む。
ａ）位置および／または向きの変化により、動かない対象のＸ線画像列を発生させ、
ｂ）１つの任意の画像を基準画像として選択し、
ｃ）その都度の画像を基準画像に対して最小の誤差にて描出するパラメータを求めるために、画像平面内における回転角および並進からなる座標における最適なアフィン変換、すなわち
【数２】
0005224695.tif 000002
を決定し、
ｄ）算定された変換により全ての画像を共通な座標系に移行させ、
ｅ）画像再構成により全ての画像を重ね合わせ、超分解能画像を算定すること。
【００２３】
回転角および並進はサブピクセル精度にて決定することが有利であることが分かった。
【００２４】
Ｘ線装置における必要な変化は、互いにずらされたまたは互いに回転された低分解能の個別画像の画像列が作成される場合に簡単に実現することができる。
【００２５】
代替として、低分解能の個別画像の画像列が作成され、それらの個別画像の一部は互いにずらされ、残りは互いに回転されているとよい。
【００２６】
本発明によれば、互いにずらされかつ同時に回転された低分解能の個別画像の画像列が作成されてもよい。
【００２７】
有利なやり方では、画像間の適切な類似性尺度のために不同性を最小にする変換（Ｔ）の決定が行なわれる。すなわち、
Ｔi＝ａｒｇTｍｉｎ  ｄ（Ｔ※ｇi，ｇR）
である（※は画像ｇiへの変換に適用する演算子）。
【００２８】
この場合に、本発明によれば、画像間の類似性尺度が全てのピクセル差の大きさの和の形成によって求められる。しかしながら、本発明によれば、他の有効な距離尺度を使用することもできる。
【００２９】
Ｘ線検出器が並進の自由度および／または回転の自由度を有するとよいことが分かった。
【発明を実施するための最良の形態】
【００３０】
以下において、図面に示された実施例に基づいて本発明を更に詳細に説明する。図１は公知のＸ線診断装置を示し、図２は超分解能の説明のための象徴化した画像を示し、図３は本発明によるＸ線診断装置の構成を示し、図４は図３による装置により作成される互いにずらされかつ回転された本発明による画像を示し、図５は図４による画像から得られる高分解能画像を示し、図６は１０２４×１０２４ピクセルの分解能を有するＸ線画像を示し、図７は図６によるＸ線画像の部分画像を示し、図８は高分解能の超分解能画像からの同じ部分画像を示す。
【００３１】
一般的なＸ線撮影へ上述の超分解能法を適用したい場合には、個別画像の相互のずらしを行なう手段を見つけなければならない。以前の出願（独国特許出願第１０２００５０１０１１９．４号）と違って、これを既存の装置によりどのようにして達成することができるかという可能性を探し求めるのではなくて、超分解能画像の発生を可能にする一般的な装置特性を描出すべきである。この場合にこの解決策のための費用は限度内に保つべきである。
【００３２】
これは、要求される特性を有する一般的なＸ線装置の図３に示された構成によって達成される。
【００３３】
Ｘ線源１１がＸ線１２を出射し、Ｘ線１２が仮想画像平面１３内にあるＸ線画像検出器４に入射する。この場合に、Ｘ線画像検出器４は、画像平面内における可能な直線移動を具体的に示す矢印１４によって示されているように、仮想の画像平面内において僅かの距離だけ移動可能である。
【００３４】
Ｘ線源１１の中央ビームの入射点は、一般にＸ線画像検出器４の中央垂線１５に相当し、画像平面１３に対して垂直な回転を具体的に示す矢印１６によって示されているように、中央垂線１５の周りにＸ線検出器４が仮想画像平面１３内において僅かな角度だけ回転可能である。
【００３５】
したがって、この装置により、Ｘ線画像検出器４によって、図４に示されているように、相互にずらされおよび／または回転された低分解能の個別画像１７ａ〜１７ｄの画像列が作成される。
【００３６】
超分解能画像の発生のために必要な本発明による特性を有する一般的なＸ線装置における主要な特徴は、１つの平面内において移動可能および／または回転可能であるＸ線画像検出器４にあるので、並進（ｘi，ｙi）の自由度および／または回転（αi）の自由度が方程式（１）にしたがってもたらされる。すなわち、Ｘ線画像検出器４は簡単に移動させることができる。この場合に移動は空間内における平面に限定されていて、この平面は画像平面が存在する平面である。超分解能法の適用を可能にするためにＸ線画像検出器４が持たなければならない移動空間は、幾つかの僅かなピクセルの幅だけの移動または回転で十分である。原理的には、０〜１の範囲内における連続移動でも十分である。これは次のことを意味する。
・  例えば１０ピクセルの完全に十分な並進移動自由度は、０．１５ｍｍのピクセル大きさ（実際の検出器、上記参照）の場合に次のことを要求する。すなわち、Ｘ線画像検出器４が適切な機械構成によって、１．５ｍｍのみの距離だけ、できるだけ全ての方向に矢印１４にしたがって移動可能でなければならないことを要求する。
・  回転の自由度についても小さな動きで十分である。例えば、Ｘ線画像検出器４に対してそれの中心の周りに、すなわち中央垂線１５の周りに１度だけ回転できることを可能にするならば、大きさ２５００×２５００ピクセルのＸ線画像検出器４の縁範囲において十分に２０ピクセルのピクセルずれがもたらされる。回転中心のそばの１００ピクセルのところでさえ、既に１．７ピクセルという十分なピクセルずれが発生する。
【００３７】
これらの必要な移動が非常に小さいことによって、今日のＸ線システムも、この移動の要求を満たす相応の機械的解決手段を装備しているか、または補強することができる。この装置のもとで生じる画像列の低分解能の個別画像１７ａ〜１７ｄは、図４にしたがって、相互にずらされかつ回転されている。
【００３８】
一般的な理論上の超分解能要求を適合させるならば、高分解能撮影の発生のために次の方法がもたらされる。
【００３９】
１．  上述の移動自由度により、動かない対象もしくは動かない患者の画像列ｇi（ｉ＝１…Ｎ）を発生させる。これらの画像が相互に移動および／または回転させられる（図４）。拡大縮小は発生しない。
【００４０】
２．  任意の画像ｇRを基準画像として選択する。画像平面内における回転角（αi）および並進（ｘi，ｙi）からなる座標における最適なアフィン変換Ｔi、すなわち
【数３】
0005224695.tif 000003
を決定する。この最適な変換は、その都度の画像ｇiを基準画像ｇRに対して最小の誤差でもって描出するパラメータを決定する。形式的に全く正しいというわけではないが、これは、画像間の適切な類似性尺度ｄ（．，．）のために非類似度を最小にする変換Ｔを探し求めることを意味する。
Ｔi＝ａｒｇTｍｉｎ  ｄ（Ｔ※ｇi，ｇR）            （２）
ただし、※は画像ｇiへの変換に適用する演算子である。
【００４１】
最終的にアフィン変換は画像の再サンプリングのように作用する。この場合に、αi，ｘiおよびｙiはサブピクセル精度でもって決定する必要があることに注意を払うべきである。
【００４２】
ｇR＝ｇiについては当然、
【数４】
0005224695.tif 000004
が成り立つ。算定された変換は、全ての画像を共通な一つの座標系にもたらす。
【００４３】
３．  そのようにして重ね合わされた画像から、重複情報（多数の画像が同じ画像部分を異なる分解能で示す。）に基づいて、個別画像１７におけるよりも高い空間的な２Ｄ分解能を有する超分解能画像ｆが算定される。このステップは、一般に画像再構成と呼ばれ、画像再構成に対しては文献において多数の論文が存在する。
・  一般化されたサンプリング理論（A.Papoulis，"Generalized Sampling Expansion"，IEEE Transactions on Circuits and System，Vol.24，No.11，pp．652-654，Nov.1977）、
・  反復式逆投影（M.Irani,S.Peleg，"Super resolution from image sequences"，International Coference on Pattern Recognition（ＩＣＰＲ））、
・  最尤法および帰納的最大確率法（M.Elad，A.Feuer，"Restoration of a Single Superresolution Image from Several Blurred，Noisy，and Undersampled Measured images"，IEEE Transactions on Pattern Analysis and Machine Intelligence，21，pp．817-834,1999）。
【００４４】
この画像再構成によって、個別画像１７ａ〜１７ｄのいずれにおいても見えない細部を可視化することができ、超分解能画像においては画像再構成および考慮された重複情報（冗長情報）のために細部を見ることが出来る。
【００４５】
図４に示された互いに移動および／または回転された低分解能の個別画像１７ａ〜１７ｄから、図５に示されているように、高分解能を有するＸ線画像１８が作成される。
【００４６】
図６には、現在のＦＤ検出器により撮影される１０２４×１０２４ピクセルの分解能を有する標準的なＸ線画像を示されている。マークされた部分１９が図７に拡大表示にて示されている。この種の繊細像は標準的なＸ線診断装置では再現され得ない。
【００４７】
図８には、算出された超分解能の同じ部分が示されている。この超分解能法には必要とされる画像ずれを有する図６による品質の３１個の個別画像が使用可能であった。これらの個別画像がそれ相応の情報利得を有する空間分解能の著しい改善をもたらす。
【００４８】
高分解能のＸ線画像１８を算定する場合に、異なった情報内容を有する種々の範囲が発生する。
・  覆われない縁部にある、例えば図５における情報のないピクセル２０のような個別画像１７ａ〜１７ｄのいずれにおいても可視でない範囲：ここでは情報が使用可能でないので、この種の範囲は、それが特に観察されるべきである場合、均一に一色の面として表示される。
・  例えば図５における個別画像１７ａ〜１７ｄの１つのみの情報を有するピクセル２１のような１つの個別画像においてのみ可視である範囲：このパルス範囲においてはもちろん分解能も高められ得るが、ただし情報利得はない。すなわち、ここでは、低分解能を有する個別画像１７ｂにおいて既に可視でなかった細部は可視にならない。分解能を高めるための方法は、例えば簡単なバイリニア補間法である。しかし、これらの画像範囲はＳＩＤの比較的僅かの移動範囲のために少なく、治療医師の関心対象もかなり中心に置かれることに注意すべきである。
・  全ての個別画像において可視である範囲：この範囲においては情報利得が完全な形をとる。すなわち、Ｘ線画像１８の部分においては、個別画像１７ａ〜１７ｄのいずれにおいても見えなかった細部が見えるようになる。より良い理解のために、図６〜図８のＸ線画像を参照する。図６および図７の個別画像において、線構造は低分解能のＸ線画像のいずれにおいても見えない。しかし、図８において再現されている高分解能の超分解能画像では線構造がはっきりしていて、したがって、各個別画像におけるよりも実に多くの情報が含まれている。
・  幾つかの（１よりも多く、しかし全てではない）個別画像が存在する範囲：ここでは、１つの範囲にある個別画像が多ければ多いほど、情報利得、すなわち最終的に認識可能な分解能改善がますます高められることがかなり一般的に言える。
【００４９】
要約するに、高分解能のＸ線画像１８の分解能は常に等しい大きさであり、原理的に自ずと選択され得る。しかし、情報内容、すなわち最終的に可視である構造は、どのくらい多くの情報が１つの範囲のために存在しているか（どのくらいの数の低分解能Ｘ線画像１７ａ〜１７ｄにおいてその範囲が可視であるか）に依存する。
【００５０】
Ｘ線装置への超分解能法の利用は、今日において他の技術的可能性では達成不能な詳細度を許す分解能を持ったＸ線画像品質を可能にすることが判明した。したがって、今日のＸ線画像検出器にとっては全く小さすぎる解剖学的構造または病変を可視化することができる。
【００５１】
重要な利点は、Ｘ線装置における必要な変更が容易に実現可能であり、この変更に基づいてＸ線画像検出器４が非常に狭い境界内において移動可能であるということにある。必要な移動は、例えば圧電式アクチュエータにより生じさせることができる。その際に必要な画像再構成はＸ線診断装置の既存の画像システムにおいて容易に実現可能である。
【図面の簡単な説明】
【００５２】
【図１】公知のＸ線診断装置の概略図
【図２】超分解能の説明のための象徴化した画像を示す説明図
【図３】本発明によるＸ線診断装置の構成の概略図
【図４】図３による装置により作成される互いにずらされかつ回転された本発明による画像を示す説明図
【図５】図４による画像から得られる高分解能画像を示す説明図
【図６】１０２４×１０２４ピクセルの分解能を有するＸ線画像を示す図
【図７】図６によるＸ線画像の部分画像を示す図
【図８】高分解能の超分解能画像からの同じ部分画像を示す図
【符号の説明】
【００５３】
１            支持台
２            Ｃアーム
３            Ｘ線放射器
４            Ｘ線画像検出器
５            患者用寝台
６            第１の低分解能画像
７            第２の低分解能画像
８            高分解能画像
９            ピクセル
１０            画素
１１            Ｘ線源
１２            Ｘ線
１３            画像平面
１４            矢印
１５            中央垂線
１６            矢印
１７ａ〜１７ｄ  低分解能の個別画像
１８            高分解能のＸ線画像
１９            マークされた部分
２０            ピクセル
２１            ピクセル
【図３】
0005224695.tif 000006
【図４】
0005224695.tif 000007
【図５】
0005224695.tif 000008
【図１】
0005224695.tif 000009
【図２】
0005224695.tif 000010
【図６】
0005224695.tif 000011
【図７】
0005224695.tif 000012
【図８】
0005224695.tif 000013