(57)【要約】【課題】より改善された画像ベースのアーティファクト低減方法を提供すること。【解決手段】大きな値のハウンスフィールド単位値（ＨＵ）を有するＣＴ画像中の画素を識別するステップと、前記画素を取巻く周辺領域を識別するステップと、前記領域内で各画素の値を修正するステップとを含むようにする。【選択図】図４
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
構成要素としてコンピュータ断層撮影（ＣＴ）画像を有する断層撮影走査中の画像ベースのアーティファクトを減衰するための方法であって、
(i)大きな値のハウンスフィールド単位値（ＨＵ）を有するＣＴ画像中の画素を識別するステップと、
(ii)前記画素を取巻く周辺領域を識別するステップと、
(iii)前記領域内で各画素の値を修正するステップとを含んでいることを特徴とする方法。
【請求項２】
大きな値のハウンスフィールド単位値（ＨＵ）を有するＣＴ画像中の画素を、連続的でかつ平滑的な元のハウンスフィールド単位値（ＨＵ）の再割当て関数を用いて修正するステップがさらに含まれている、請求項１記載の方法。
【請求項３】
前記方法がＰＥＴ/ＣＴにおける減弱補正係数の生成のために用いられる、請求項２記載の方法。
【請求項４】
前記領域内で各画素の値を修正するステップの前に、前記領域内の各骨画素の元の値を識別するステップが含まれており、さらに前記領域内で各画素の値を修正するステップの後に、各骨画素の修正された各値を各骨画素の元の値と置換えるステップが含まれている、請求項３記載の方法。
【請求項５】
前記領域を識別するステップの後に、精度向上のために前記画素周辺領域の形態学的膨張ステップがさらに含まれている、請求項１記載の方法。
【請求項６】
前記画素周辺領域の形態学的膨張ステップの後に、前記画素周辺領域の浸食ステップがさらに含まれている、請求項５記載の方法。
【請求項７】
前記方法がＰＥＴとＣＴの少なくとも１つにおける減弱補正係数の生成のために用いられる、請求項１記載の方法。
【請求項８】
前記領域内の各骨画素の元の値を識別して各骨画素のそれぞれ修正された値を各骨画素の元の値に置換えるステップがさらに含まれている、請求項７記載の方法。
【請求項９】
大きな値のハウンスフィールド単位値（ＨＵ）を有するＣＴ画像中の画素を、連続的でかつ平滑的な元のハウンスフィールド単位値（ＨＵ）の再割当て関数を用いて修正するステップがさらに含まれている、請求項７記載の方法。
【請求項１０】
所定の閾値以下のハウンスフィールド単位値（ＨＵ）を有しかつ大きなハウンスフィールド単位値（ＨＵ）を有する前記画素周辺領域に最も近いＣＴ画像内の画素を識別するステップ（i）と、新たな値に対して所定の閾値以下のハウンスフィールド単位値（ＨＵ）を有する前記画素を調整するステップ（ii）とがさらに含まれている請求項９記載の方法。
【請求項１１】
空間フィルタを用いて前記調整された画素から獲得した画像を平滑化するステップがさらに含まれている、請求項１０記載の方法。
【請求項１２】
前記空間フィルタは三次元中間フィルタである、請求項１１記載の方法。
【請求項１３】
精度向上のための前記画素周辺領域の形態学的膨張ステップがさらに含まれている、請求項１記載の方法。
【請求項１４】
前記画素周辺領域の浸食ステップがさらに含まれている、請求項１記載の方法。
【請求項１５】
前記アーティファクトは、金属ベースのアーティファクトを含んでいる、請求項１記載の方法。
【請求項１６】
前記３次元フィルタは横断面に広がる３つの画素を含んでいる、請求項１２記載の方法。
【請求項１７】
軟部組織として識別された領域に適用される三次元フィルタを用いるステップがさらに含まれている、請求項１２記載の方法。
【請求項１８】
画素値から減弱値に変換するステップがさらに含まれている、請求項１記載の方法。
【請求項１９】
輻射レベルが約５１１ｋｅＶである、請求項１８記載の方法。
【請求項２０】
前記アーティファクトは、少なくとも１つのペースメーカと埋込み型の自動除細動装置の結果として生じる、請求項１記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
関連出願の相互参照
本件出願の権利範囲については２００５年６月１７日付けで米国特許商標庁に提出されたタイトル名"Image Based Artifact Reduction In PET/CT Imaging"の米国仮出願番号No.60/691.811の優先権を主張するものであり、したがってこの出願の全内容が参照される。
【０００２】
本発明は陽電子放射断層撮影法（ＰＥＴ）とコンピュータ断層撮影法（ＣＴ）を組み合わせて使用する医用断層撮影法の分野に関している。より詳細にはこの発明は陽電子放射型コンピュータ断層撮影法（ＰＥＴ／ＣＴ）における画像ベースのアーティファクトを低減するための方法に向けられている。
【背景技術】
【０００３】
関連技術の説明
陽電子放射断層撮影法（ＰＥＴ）とコンピュータ断層撮影法（ＣＴ）を組み合わせた分野では、減弱補正係数を用いたコンピュータ処理において頻繁に困難に直面する場面があることは既に周知である。通常このコンピュータ処理はＰＥＴ／ＣＴに使用されるコンピュータにおいてデジタル演算処理で行われている。ＰＥＴ／ＣＴ法における減弱補正係数（ＡＣＦ）を導出するための典型的手順は以下のとおりである。
【０００４】
最初のステップでは、Ｘ線エネルギーでの減弱係数を表すためにＣＴ画像Ｉ(Ｘ,Ｙ,Ｚ）が生成される。それらはＸ線を直線的に身体に照射して、身体を完全に貫通したＸ線を検出する測定結果から導出されており、この検出されたＸ線はＣＴ画像の再構成のために用いられる。このＣＴ画像はマトリックスデータからなり、そこではマトリックスの１つのエレメントからのデータが１つの画素を表し、その値は当該位置での減弱係数に置換される。
【０００５】
第２のステップでは、ＣＴ画素値が、ＰＥＴで使用される強力な５１１ｋｅＶの放射線用の減弱値に変換される（ｍｕ  ｍａｐ）。
【０００６】
最後のステップでは、ＰＥＴ断層撮影法で測定が開始される直線のサブセットに沿ったｍｕ  ｍａｐの統合によってＡＣＦが形成される。
【０００７】
エラーは、ＣＴ画素値が適正でない最初のステップにおいて生じ、そのためそれらはｍｕ  ｍａｐ画素値に対して正確に変換することができない。今日に至るまでこの問題はＰＥＴ処理の側としての解決はなされていない。特にこの問題は、画素値を減弱値に変換するステップにおいて未解決である。従ってこの問題の解決が求められている。
【０００８】
医用Ｘ線ＣＴ断層撮影法は人体内の軟部組織の画像形成を最良に実施すべくデザインされている。この材料は最も軽い化学元素からなり、主に水素、炭素、窒素、酸素である。医用Ｘ線断層撮影法のケースでは、骨内部に含まれるカルシウムやカリウムにおいてＸ線吸収が異なることで視野内の皮質骨の存在がセカンドパス補正を必要とする。
【０００９】
時としてＣＴ画像は、患者体内の金属片、例えば外科用クリップや補綴ジョイントによって変造されることがあり得る。これらの対象物は、大抵のケースにおいて放射線不透性を呈しており、詳細にはそれらに達するＸ線の全てが金属によって吸収される。その結果としてＣＴ画像中に生じる不正確さはいわゆる"メタルアーティファクト"と称される。このメタルアーティファクトの問題に取り組むために医療用画像形成の文献には、定常的に存在する金属対象物において患者の呼吸動作や血液循環による影響を受けることのない改善されたＣＴ画像を生成するための処理技術が紹介されている。これらの技法は、金属が測定中には比較的短い距離しか動かないという知識に基づくものである。この問題に対する従来技法の１つの取り組みとして、例えば公知文献"Medical Physics, 8(6), 799-807頁 (Nov/Dec 1981)"誌での"G.H.Glover"らによる誌上ディスカッションにおいて"ＣＴ画像中のメタルクリップアーティファクト低減のためのアルゴリズム"が取り上げられており、そこではＸ線サイノグラムが補間法を用いて修復されており、具体的には、変造が明らかなシノグラム値が、実質的に測定エラーの無いことがわかっているシノグラム値に基づいた推定値に置換えられている。最近ではそのような取り組みにおける改善策として反復手法が提案されてきている。公知文献"IEEE Transactions on Nuclear Science vol.47 nr.3 P977-981 (2000)"の"B De Man"らによる"Reduction of metal streak artifacts in x-ray computed tomography using a transmission maximum a posteriori algorithm."参照。
【００１０】
しかしながらこれらの手法は測定中に金属片が動いた時にはうまく働かないことが発見された。従って埋込み型の自動除細動装置（ＡＩＣＤ）が患者の胸部に存在するケースでの心臓のＰＥＴ／ＣＴ調査の実行については問題がある。これらのデバイスは、場合によっては命にかかわる不整脈の発生時において通常の心律動を回復させるように構成されている。図１にはそのようなデバイスが示されている。
【００１１】
ペースメーカのように埋込み型自動除細動装置（ＡＩＣＤ）は胸部内で心臓の鼓動と共に稼動している。ＣＴ装置に対しては、埋込み型自動除細動装置（ＡＩＣＤ）はペースメーカよりも深刻な問題を与える。それには直径が約３ｍｍでいくつかの応答線上で全ての若しくはほとんど全てのＸ線をブロックするのに十分な大きさの２つのショックコイルが含まれている。コイルの１つは、陽電子放射断層撮影法によって画像形成される心臓の右心室壁と、右心室/左心室の中核壁及び自由壁に近接して配置されている。ＣＴ装置が移動コイルを伴った区間を再構成する時には、その結果としてコイルの目下の位置周辺の領域において偽性的に高いＣＴ値と偽性的に低いＣＴ値を有する金属アーティファクトが生じる。このことは以下で述べる図２に表されている。
【００１２】
ここでは少なくとも２つの結果が生じる。すなわち第１は、ＣＴ画像が例えばコイルが正確な位置に現れていない図２のような不鮮明な解剖学的画像になることである。そして第２は、ＰＥＴ／ＣＴ画像のＰＥＴ部分が不適切な値を含むことである。このことは、ＰＥＴ画像が、ＰＥＴ射出測定と、欠陥のあるＣＴ画像から導出されたＡＣＦとの組合わせから導出されることに起因している。この問題は、ＰＥＴ／ＣＴに先立つＰＥＴの世代においては指摘されることがなかった。なぜなら５１１ｋｅＶのエネルギーをもつ透過走査用線源によって導出されるＡＣＦが直径３ｍｍのプラチナコイルの存在によって僅かな影響しか受けなかったからである。
【００１３】
公知文献"Medical Physics 29(10) 2404-18 (2002)"では、"J.F.Williamson"らによる論文"Prospects for quantitative computed tomography imaging in the presence of foreign metal bodies using statistical image reconstruction."において、アーティファクト低減に対するさらなる反復的再構成の取り組みが論じられている。
【００１４】
2003年のIEEE Medical Imaging Conference, M6-146 (オレゴン州／ポートランド)の議事録における"R.Lonn"らによる論文 "Evaluation of method to minimize the effect of X-ray contrast in PET/CT attenuation correction,"では、ＰＥＴ／ＣＴに対する簡素な閾値設定に対する取り組みが論じられている。
【００１５】
また2004年4月13日付け米国特許第6,721.387号明細書では、ＣＴにおける金属アーティファクト低減方法が開示されている。この３８７特許の方法には以下のステップが含まれている。すなわち、
Ａ．ＣＴシステムによって補正された入力投影データから予備画像を生成するステップと、
Ｂ．予備画像中の金属対象物を識別するステップと、
Ｃ．入力投影データから最終的にアーティファクト補正された画像へ変更すべき対象物に起因する特徴を有している対象物の投影データの除去によって二次的投影データを生成するステップと、
Ｄ．ステップＣにおいて生成された二次的投影データからステップＢにおいて識別された金属対象物の投影データを抽出するステップと、
Ｅ．入力投影データからステップＤにおいて抽出された金属対象物の投影データの除去によって補正投影データを生成するステップと、
Ｆ．ステップＥにおいて生成された補正投影データの再構成によって最終画像を生成し、この最終画像にステップＢにおいて識別された金属対象物を挿入するステップが含まれている。
【特許文献１】米国特許第6,721.387号明細書
【非特許文献１】"Medical Physics, 8(6), 799-807頁 (Nov/Dec 1981)"
【非特許文献２】"IEEE Transactions on Nuclear Science vol.47 nr.3 P977-981 (2000)"
【非特許文献３】"Medical Physics 29(10) 2404-18 (2002)"
【非特許文献４】2003年のIEEE Medical Imaging Conference, M6-146 (オレゴン州／ポートランド)の議事録
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００１６】
本発明の課題は従来の医用断層撮影法における欠点に鑑みこれを解消すべく改善を行うことである。
【課題を解決するための手段】
【００１７】
前記課題は本発明により、大きな値のハウンスフィールド単位値（ＨＵ）を有するＣＴ画像中の画素を識別するステップと、前記画素を取巻く周辺領域を識別するステップと、前記領域内で各画素の値を修正するステップとを含むようにして解決される。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１８】
発明の概要
本発明は、埋込み型自動所細動装置（ＡＩＣＤ）が患者の胸部内に存在しているケースにおける心臓の陽電子放射型コンピュータ断層撮影法（ＰＥＴ／ＣＴ）における減弱エラーのために提供されるものである。なぜならば、この発明は簡素でかつ堅固であり、コンピュータ断層撮影画像から減弱補正係数（ＡＣＦ）が正確に導出出来ない他のケースにも適用可能だからである。
【００１９】
本発明の実施形態によれば、大きな値のハウンスフィールド単位値（ＨＵ）を有するＣＴ画像中の画素を識別するステップと、前記画素を取巻く周辺領域を識別するステップと、前記領域内で各画素の値を修正するステップが含まれる。
【００２０】
本発明の別の実施形態によれば、大きなハウンスフィールド単位値（ＨＵ）を有するＣＴ画像中の画素を、連続的でかつ平滑的な元のハウンスフィールド単位値（ＨＵ）の再割当て関数を用いて修正するステップがさらに含まれている。
【００２１】
さらに別の実施形態によれば、前記領域内で各画素の値を修正するステップの前に、前記領域内の各骨画素の元の値を識別するステップが含まれており、さらに前記領域内で各画素の値を修正するステップの後に、各骨画素の修正された各値を各骨画素の元の値と置換えるステップが含まれている。
【００２２】
本発明のさらにまた別の実施形態によれば、前記領域を識別するステップの後に、精度向上のために前記画素周辺領域の形態学的膨張ステップがさらに含まれている。
【００２３】
本発明の更に別の実施形態によれば、前記領域の形態学的膨張ステップの後に、画素周辺領域の浸食ステップがさらに含まれている。
【００２４】
さらに本発明の別の実施形態によれば、所定の閾値以下のハウンスフィールド単位値（ＨＵ）を有しかつ大きな値のハウンスフィールド単位値（ＨＵ）を有する前記画素周辺領域に最も近いＣＴ画像内の画素を識別するステップと、新たな値に対して所定の閾値以下のハウンスフィールド単位値（ＨＵ）を有する前記画素を調整するステップとが含まれている。
【実施例】
【００２５】
陽電子放射断層撮影法（ＰＥＴ）とコンピュータ断層撮影法（ＣＴ）の組合わせ（ＰＥＴ／ＣＴ）における画像ベースのアーティファクト低減方法の実施例。この実施例は、陽電子放射型コンピュータ断層撮影法（ＰＥＴ／ＣＴ）におけるコンピュータ断層撮影（ＣＴ）結果が金属片の動きなどに起因する偽性構造、いわゆるアーティファクトによって変造されている場合に有用である。金属アーティファクトのみを低減する態様は、メタルアーティファクトリダクションないしＭＡＲとして周知である。
【００２６】
例示的なＩＢＡＲ技法では、一連のＣＴスライス画像における画素値Ｉ（X,Y,Z）が変更される。これらの画像値はハウンスフィールド単位（ＨＵ）で特定される。正確に機能するＣＴ装置は、水に対しては０ＨＵの値が割当てられ、空気に対してはほぼ−１０００ＨＵの値が割当てられ、骨や金属に対しては０ＨＵよりも大きい値が割当てられる画像を形成する。ＰＥＴ／ＣＴ処理ソフトウエアでは、最初に、５１２×５１２マトリックス内の４つの画素のグループを平均化しそれらの平均値を２５６×２５６マトリックス内の単一画素に置く改正手順（rebininng procedure）によって、５１２×５１２画素サイズのアレイから２５６×２５６サイズに低減される画像を使用してきた。典型的な画像ベースのアーティファクト低減（ＩＢＡＲ；image-based artifact reduction）技法は、一連の２５６×２５６マトリックスの画像を提供するが、しかしながらこの典型的ＩＢＡＲ技法は、特定のマトリックスサイズを要求するものではなく、前述したような改正手順による変更を伴ったものでもあるいはそのような変更を伴っていないものでも使用可能である。
【００２７】
金属アーティファクトによって影響を受けた画素の多くは、高いハウンスフィールド値によって再構成される。そのような高い値の画素セットは画線補正として図２に顕著に表されている。
【００２８】
図４には、本発明の実施例による画像ベースのアーティファクト低減（ＩＢＡＲ）技法を実行するためのステップがフローチャートで表されている。ステップ１では、９００ＨＵ以上の再構成されたハウンスフィールド値を有する全ての画素が識別される。この９００ＨＵの値はＩＢＡＲ技法の調整可能なパラメータに対する１つの有利な値ではあるが、しかしながら本発明の枠内では当業者によってその他の値が使用され得ることも理解されたい。この手順の結果として、前記閾値以上のものには値１が与えられ、前記閾値以下のものには値０が与えられたストリーク"STREAK(X.Y.Z)"と称される画像アレイが生じる。この"STREAK(X.Y.Z)"アレイには、骨を表すいくつかの画素が含まれている。
【００２９】
ステップ２では、第２の画像アレイ"NEAR_STREAK(X,Y,Z)"が生成される。このアレイは、ストリーク"STREAK (X,Y,Z)"上での形態学的拡張演算を用いて生成される。この画素アレイは、ステップ１において識別されたストリークの２画素内にある全ての画素を識別する。とはいってもこの２画素の範囲は当業者によって本発明の枠内で他の値が使用され得ることも開示している。この画素範囲は、以下の式、
kernel_halfwidth = 2 x kernel_width + 1
を介した拡張カーネルの幅全体に関している。
【００３０】
これは以下の変換式、
(distance in pixels) = (distance in mm) / (pixel size in mm)
を介して画素に変換されたミリメータ単位の距離として特定され得る。
【００３１】
本発明の枠内での拡張に相当する別の手法には例えばストリーク画像（X,Y,Z）の平滑化が含まれる。拡張カーネルの三次元への拡張は、近似的な球面形状の画像ボクセルの構成的補正に基づいている。本発明の有利な実施例によれば、三次元的拡張作業が行われ、それによって１つのスライス画像内のストリークが隣接スライス内で"近似ストリーク"画素を生成する。このストリークに近接する画素には値１が割当てられ、このストリークに近接しない画素には値０が割当てられる。
【００３２】
次のステップ３では、高いＣＴ画像値が変更される。この手順は閾値枠のように数学的であり、例えば大きな画素値が限界値に設定される。このことは、いくつかの手法で達成され得る。典型的なＩＢＡＲ方法が以下のステップで使用される。
【００３３】
閾値"THRESHOLD1"以下の画素値は変更されない。ＩＢＡＲ技法は"THRESHOLD1=0HU"のパラメータ値を用いる。とはいっても本発明の枠内では当業者によって他の値が使用され得ることも明らかにされている。
【００３４】
二次的な補間法は、"THRESHOLD1"と"(2xTHRESHOLD2 - THRESHOLD1)"の間の画素値に使用される。これらの値I(X,Y,Z) は、以下の式で表される値、
【数１】
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に置換えられる。
【００３５】
このＩＢＡＲ技法は、"THRESHOLD2=100 HU"のパラメータ値を使用している。とはいっても本発明の枠内では当業者によって他の値が使用され得ることも明らかである。
【００３６】
(2xTHRESHOLD2-THRESHOLD1)よりも大きな画素値は、"THRESHOLD2"に設定される。本発明の有利な実施例によれば、パラメータ"THRESHOLDI"と"THRESHOLD2"は調整が可能である。
【００３７】
この再割当技法の結果として、新たな画素値が連続的でかつ平滑的な関係に従って元の画素値に関連付けられる。再割当関数の微分を暗示する平滑化は元のＨＵ値の連続関数である。
【００３８】
このステップはアレイ"SOFT_TISSUE(X.Y.Z)"を生成している。このアレイにおいては元々"THRESHOLD1"以上の値を有している全ての画素が値１に設定され、その他の画素は値０に設定される。このアレイはステップ２において形態学的に拡張される。この拡張構造は、本発明の別の実施例によれば他の次元を有することも可能であるが、基本的にはステップ２のものと同じである。それに後続する拡張では、形態学的浸食演算を用いた浸食が行われる。この拡張に関しては浸食に対して同じ構造が用いられる。拡張構造及び浸食構造の規模は、本発明の調整可能なパラメータである。結果としてのアレイは、軟部組織や骨の密度を表すＣＴ画像のそれらの部位を識別し、それに対して肺組織や患者の体外領域は除かれる。この拡張と浸食の組合わせは、画像処理の世界では小さな変則領域を分離する技術として周知である。
【００３９】
ステップ４では、ネガティブストリークの閾値化が含まれる。補正されていないＣＴ画像中の金属アーティファクトは２つの成分を有している。第１の成分は、異常に大きなハウンスフィールド値ＨＵを有する画素セットであり、典型的には画像平面間で画像アレイに亘って延在するストリーク内に配置される。それらは前述したようにＩＢＡＲ技法を用いたステップ３によって低減される。異常に小さなハウンスフィールド値を有する画素が存する第２の成分は、一般にポジティブストリークの近傍にある。このクラスのいくつかの画素は、図２中のストリーク近傍の黒い領域として認められる。これらのネガティブストリークのうちの最低のものは次で低減される。このステップでは、"THRESHOLD3"以下の値を有し、同時に"NEAR_STREAK(X,Y,Z)"が値１を有し、"NEAR_STREAK(X,Y,Z)"が値１を有している領域における全ての画素は、"(THRESHOLD1 + THRESHOLD2)/2"の値に置換えられる。ＩＢＡＲ技法は"THRESHOLD3＝-100 ＨＵ"のパラメータ値を用いる。このステップでは、"THRESHOLD3"のパラメータが調整可能である。
【００４０】
最後にステップ５では、画像が変更されたＣＴマップに平滑化すべく処理される。このステップでは不均一なエッジが三次元ＣＴ画像に平滑化される。このことは横断面に延在する３つの画素、すなわち平面間の方向に延在する３つのスライスを伴う三次元媒体フィルタを用いて達成される。空間的に可変の媒体フィルタは、変更を行うＣＴ画像の平滑化の可能な手段の１つである。使用されるカーネルの３×３×３のディメンションは例示的なＩＢＡＲ手法の実施のために選択されたパラメータである。基本的にはそれらのディメンションは、ミリメータ単位で特定され、画素に変換され、そして平面空間で実施される。３Ｄ媒体フィルタリングステップは、集中的に計算され、より多くの画素を有する画像、例えば５１２×５１２マトリックスに変換され、それに対してカーネルサイズはミリメータ単位で測定されたのと同じサイズを維持する。媒体フィルタは、"SOFT_TISSUE(X,Y,Z)"アレイ値が１であるところにのみ適用される。３Ｄ媒体フィルタの適用によって前述したように軟部組織に近接する所のみが能力を倍増する。例示的なＩＢＡＲ手法の他の実施例によれば、媒体フィルタは、軟部組織として識別され拡張されているがまだ浸食はされていない領域に適用される。このステップの最後では、ＣＴ画像が従来の手法でＰＥＴ／ＣＴ処理のために使用される。
【００４１】
典型的なＩＢＡＲ手法の適用前後のＣＴ画像の比較と、金属アーティファクトを介したプロファイルは図３に示されている。グラフィカルなデータ表示は、元の画像と変更された画像の両方のハウンスフィールド値を表している。対応する画像は下方に示されている。本発明の実施例による図３Ｂの変更された画像と図３Ａのグラフは、従来技法の図３Ｃの画像と図３Ｄのグラフに比べてなめらかに表示される、より鮮明な画像を描写している。
【００４２】
それにより本発明による典型的な方法が、ネガティブストリークの閾値化とＣＴマップ平滑化のための画像処理ステップなしで金属アーティファクトを低減していることが理解できる。しかしながらそれらのステップはより高品質な画像の提供にかなっている。
【００４３】
本発明の典型的な方法は、さらに骨画素の識別に対して適用可能である。この典型的手法では、骨画素の元の値が識別され、前述したような処理の後で置換される。
【００４４】
前述の記載からは、当該分野の当業者であるならば、ＰＥＴ／ＣＴ走査における画像ベースのアーティファクトを低減するための典型的な方法が提供されたものであることが認識できよう。
【００４５】
本発明は複数の実施例の説明によって図解され、さらに図示の実施例に基づいて非常に詳細に説明されてきたが、しかしながらそれらは本出願の限定を意図したり以下に追加される詳細な請求の範囲の権利範囲になんらかの制限を加えるものではない。当該分野の当業者にとってはさらなる利点や変更は明らかであろう。本発明はその広範な観点において特定の詳細に描写されてきた装置や方法、及び図示の例や説明事項に限定されるものではない。従って本件出願人の基本的な発明構想の精神や展望から逸脱することなくそのような詳細からの出発が理解されよう。
【図面の簡単な説明】
【００４６】
【図１】従来技法による患者の胸部内に存在する埋込み型自動除細動装置（ＡＩＣＤ）を表した図
【図２】従来技法による図１中のものと類似のＡＩＣＤによって引き起こされる典型的な金属アーティファクトを表した図
【図３】ＡからＤは、本発明の実施例によるＣＴ画素値を表した画線を伴う画像ベースのアーティファクト低減方法（ＩＢＡＲ）の適用前後のＣＴ画像を表した図
【図４】本発明の実施例による画像ベースのアーティファクト低減（ＩＢＡＲ;image-based artifact reduction）を実行するためのステップを表したフローチャート
【図１】
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【図４】
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【図２】
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【図３】
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【手続補正書】
【提出日】平成18年8月22日(2006.8.22)
【手続補正１】
【補正対象書類名】図面
【補正対象項目名】図２
【補正方法】変更
【補正の内容】
【図２】
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【手続補正２】
【補正対象書類名】図面
【補正対象項目名】図３
【補正方法】変更
【補正の内容】
【図３】
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【外国語明細書】
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