(57)【要約】【課題】データ収集中における運動によって生じるわけではない階段状アーチファクトも除去する。【解決手段】コンピュータ断層撮影（ＣＴ）システム（１）により、心臓ボリュームの、すなわち送り方向（ｚ，９）において互いに接しかつ重なり範囲にて部分的に重なり合っている第１および第２の部分ボリュームのボリューム画像またはスライス画像（Ｉ）が再構成され、各部分ボリュームにおける再構成のために使用される検出器データが異なる心周期から得られる。第１の部分ボリュームの重なり範囲（１５）の少なくとも１つの選択された部位（１３）に関して、第２の部分ボリュームに対して相対的な移動ベクトル（１４）が決定され、第２の部分ボリュームが少なくとも部分的に、少なくとも１つの移動ベクトル（１４）に応じて空間変換を受ける。【選択図】図６
2007260398.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
心臓のコンピュータ断層撮影（ＣＴ）表示の送り方向における階段状アーチファクトを低減するために、
コンピュータ断層撮影（ＣＴ）システムにより、以下において心臓ボリュームの第１および第２の部分ボリュームと呼ばれる２つの部分ボリューム、すなわち送り方向（ｚ，９）において互いに接しかつ重なり範囲にて部分的に重なり合っている２つの部分ボリューム（Ｎ−１，Ｎ，Ｎ＋１）のボリューム画像またはスライス画像（Ｉ）が再構成されるステップを少なくとも有し、各部分ボリュームの再構成に使用された検出器データが異なる心周期から得られる、心臓のコンピュータ断層撮影表示における階段状アーチファクトの低減方法において、
少なくとも、第１の部分ボリューム（Ｎ）の重なり範囲（１５）の少なくとも１つの選択された部位（１３）に関して、第２の部分ボリューム（Ｎ＋１）に対して相対的な移動ベクトル（１４）が決定され、
第２の部分ボリュームが少なくとも部分的に、少なくとも１つの移動ベクトル（１４）に応じて空間変換を受ける
ことを特徴とする心臓のコンピュータ断層撮影表示における階段状アーチファクトの低減方法。
【請求項２】
少なくとも１つの移動ベクトル（１４）が送り方向（ｚ，９）に対して垂直方向に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】
少なくとも１つの移動ベクトル（１４）が３次元空間において決定されることを特徴とする請求項１乃至２の１つに記載の方法。
【請求項４】
複数の移動ベクトル（１４）の１つの場が重なり範囲（１５）全体にわたって決定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】
少なくとも１つの移動ベクトル（１４）が目立って現われる画像部位（１３）の間で決定され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】
目立って現われる画像部位（１３）として高コントラスト部位およびその周辺が使用されることを特徴とする請求項５記載の方法。
【請求項７】
少なくとも１つの移動ベクトル（１４）を決定するために、第１および第２の部分ボリュームの重なり範囲（１５）が、目立った部位の周辺において、両重なり範囲（１５）の比較において最小の誤差が達成されるまで互いに移動され、このために使用されたこれらの移動が最適な移動ベクトル（１４）として使用されることを特徴とする請求項１乃至６の１つに記載の方法。
【請求項８】
複数の移動ベクトル（１４）の１つの場を決定する際に、重なり範囲（１５）の個々の目立った部位（１３）が比較され、当該部位の最適な移動ベクトル（１４）が決定され、その間に置かれた複数の移動ベクトルが内挿計算または外挿計算によって決定されることを特徴とする請求項４乃至７の１つに記載の方法。
【請求項９】
第１の部分ボリューム（Ｎ）への第２の部分ボリューム（Ｎ＋１）の近似のために、第２の部分ボリューム（Ｎ＋１）が完全に変換されることを特徴とする請求項１乃至８の１つに記載の方法。
【請求項１０】
第１の部分ボリューム（Ｎ）への第２の部分ボリューム（Ｎ＋１）の近似のために、第２の部分ボリューム（Ｎ＋１）が部分ボリューム全体にわたって等しく変換されることを特徴とする請求項１乃至９の１つに記載の方法。
【請求項１１】
第１の部分ボリューム（Ｎ）への第２の部分ボリューム（Ｎ＋１）の近似のために、第２の部分ボリューム（Ｎ＋１）が、異なる方向に向けられかつ異なる大きさを持つ複数のベクトル（１４）を有する１つのベクトル場により変換されることを特徴とする請求項１乃至１０の１つに記載の方法。
【請求項１２】
１つのベクトル場の複数の移動ベクトル（１４）が重なり範囲（１５）に対する距離の増大にともなって連続的におよび／または零まで短くされることを特徴とする請求項１１記載の方法。
【請求項１３】
ＣＴシステム（１）の計算ユニットに組み込まれたまたは計算ユニット（１０）用のメモリ媒体において、このメモリ媒体に、ＣＴシステム（１）の計算ユニット（１０）上での実行時に請求項１乃至１２の１つに記載の方法を実行する少なくとも１つのコンピュータプログラム（Ｐｒｇx）またはプログラムモジュールが記憶されていることを特徴とするメモリ媒体。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、心臓のコンピュータ断層撮影（ＣＴ）表示の階段状アーチファクトを低減するために、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）システムにより、心臓ボリュームにおける送り方向において互いに接しかつ重なり範囲にて部分的に重なり合っている２つの部分ボリュームのボリューム画像またはスライス画像が再構成され、各部分ボリュームの再構成に使用された検出器データが異なる心周期から取り出される、心臓のコンピュータ断層撮影表示における階段状アーチファクトの低減方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
心臓ＣＴ画像の作成時に、心臓全体の表示ボリュームがその都度異なる心周期で取得された再構成データを有する多数の部分ボリュームから合成されることによって、階段状アーチファクトが生じ得ることは知られている。このような階段状アーチファクトを低減するための従来の方法の本質は再構成相のブロック個々の選択にある。これは、手動でも自動でも最も少ない運動を有する時点の探索によって行なうことができる。この方法は「モーションマッピング（Ｍｏｔｉｏｎ  Ｍａｐｐｉｎｇ）」なる名称のもとに知られている（例えば、非特許文献１参照）。幾つかのケースにおいて、この方法は、データセット全体にわたる一定の再構成相よりも改善された結果をもたらす。
【０００３】
しかしながら、この方法は心臓ＣＴ撮影時に発生する階段状アーチファクトの全てを除去するわけではないことがわかった。
【非特許文献１】"Ａｕｔｏｍａｔｉｃ  ｐｈａｓｅ  ｄｅｔｅｒｍｉｎａｔｉｏｎ  ｆｏｒ  ｒｅｔｒｏｓｐｅｃｔｉｖｅｌｙ  ｇａｔｅｄ  ｃａｒｄｉａｃ  ＣＴ"，Ｍａｎｚｋｅ，Ｒ．ｅｔ  ａｌ．，Ｍｅｄ．Ｐｈｙ．３１（１２），ｐｐ３３４５−３３６２，Ｄｅｃ  ２００４
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
そこで、本発明の課題は、データ収集中の運動によって生じるわけではない階段状アーチファクトも除去する心臓ＣＴ撮影時の階段状アーチファクトの改善された低減方法を提供することにある。
【課題を解決するための手段】
【０００５】
この課題は独立請求項の特徴によって解決される。本発明の有利な実施態様は従属請求項に記載されている。
【０００６】
本発明者は、心臓ＣＴ撮影時の階段状アーチファクトの発生の別の理由が、ＣＴ画像の再構成のためにデータが使用される休止相の間にて心臓が空間的なずれを受けることにあることを認識した。心臓は、確かに相次ぐ心周期の休止相においては運動状態にないが、しかし必ずしも同じ位置にもない。これは心臓全体の変位またはちょうど走査された心臓領域の変位で有り得る。相次ぐ心時相における異なる位置が階段状アーチファクトの原因である場合には、最適化された時相位置も撮像の改善をもたらさない。したがって、再構成された部分ボリュームの合成時に、ＣＴに対する相対的方位が考慮されるのではなく心臓輪郭に対する相対的方位が考慮されるように、部分ボリュームをつなぎ合わせることが必要である。
【０００７】
心臓のスパイラルＣＴの場合には、一般に心拡張期の平坦域にある特定の時間的なデータ窓のみが使用される。これは、ガントリが十分高速で回転する場合にはほぼ動きのないしたがってアーチファクトのない画像を可能にする。しかしながら、１つの心時相内では、送り方向すなわちｚ方向への検出器幅に応じた最大でも１つのボリュームしか撮影されないので、異なった心周期において撮影されたブロックいわゆる「スタック」からボリューム全体が合成されなければならない。個々のスタックは、多数の再構成されたスライス画像からなるか、またはこれらはボクセルごとに再構成された部分ボリュームである。
【０００８】
心臓のさまざまの領域の運動曲線は各周期において必ずしも同じでない。したがって、各スタック自体は矛盾がなく、すなわちアーチファクトがないが、異なるブロック間では休止平坦域の異なる位置のためにずれが発生する。
【０００９】
この作用は、ｘ−ｙ平面において移動が発生する場合に特に目に見え、診断にとって障害となる。相互に離れたスタックの全体的な移動は必ずしもこの問題の原因にならない。なぜならば、ずれは局所的に異なり得るからであり、つまり、例えばＬＣＡ（＝Ｌｅｆｔ  Ｃｏｒｏｎａｒｙ  Ａｒｙｅｒｙ＝左冠動脈）は心室壁とは異なる位置変化を有するからである。時間分解能は、ガントリ回転速度の上昇または複数Ｘ線管ＣＴシステムの使用によるモーションアーチファクト低減のために積極的に最適化されるのに対して、上述の問題は生理学的性質であって、それによっては取り除くことができない。
【００１０】
したがって、順次撮影された部分ボリュームを合成して心臓の全画像を作成する際に、個々の休止相または撮影相間の心臓のずれを考慮した部分ボリュームの空間変換を行なうことが必要である。特に、その際に、たいていは単純に部分ボリューム全体の線形変換では十分ではなく、再構成された部分ボリュームの重なり範囲における目立った輪郭に合わせられモーフィング法に似て位置に依存する空間変換を発生するベクトル場を構成することが必要であることも顧慮されるべきである。
【００１１】
そこで、本発明者は、心臓ＣＴ表示の階段状アーチファクトを低減するために、コンピュータ断層撮影（ＣＴ）システムにより、以下において心臓ボリュームの第１および第２の部分ボリュームと呼ばれる２つの部分ボリューム、すなわち送り方向において互いに接しかつ重なり範囲にて部分的に重なり合っている２つの部分ボリュームのボリューム画像またはスライス画像が再構成され、各部分ボリュームの再構成に使用された検出器データが異なる心周期から得られる方法の改善を提案する。この改善は、少なくとも、第１の部分ボリュームの重なり範囲の少なくとも１つの選択された部位に関して、第２の部分ボリュームに対して相対的な移動ベクトルが決定され、第２の部分ボリュームが少なくとも部分的に、少なくとも１つの移動ベクトルに応じて空間変換を受けることにある。
【００１２】
この方法においては、少なくとも１つの移動ベクトルが送り方向に対して垂直方向に（第１の実施態様）または３次元空間において（第２の実施態様）決定されるとよい。第１の実施態様においてはシステム軸線に対して垂直方向における画像平面内の階段状アーチファクトが補償されるのに対して、第２の実施態様においては空間的に定められた移動およびその結果生じる階段状アーチファクトも除去可能である。
【００１３】
更に、唯一の移動ベクトルの代わりに、複数の移動ベクトルの１つの場が重なり範囲全体にわたって決定されると好ましい。これによって、とりわけ、移動が全ての部位において一様に行なわれず、むしろ位置に依存して行なわれ得るという状況も顧慮される。
【００１４】
更に、移動の認識および規定は、特に、少なくとも１つの移動ベクトルが目立って現われる画像部位の間で決定されることによって簡単化される。特に、目立って現われる画像部位として高コントラスト部位およびその周辺が使用されるとよい。
【００１５】
更に、少なくとも１つの移動ベクトルを決定するために、第１および第２の部分ボリュームの重なり範囲が、目立った部位の周辺において、両重なり範囲の比較において最小の誤差が達成されるまで互いに移動され、このために使用されたこれらの移動が最適な移動ベクトルとして使用されると好ましい。
【００１６】
唯一または幾つかの僅かな移動ベクトルの代わりに複数の移動ベクトルの１つの場が決定される場合には、複数の移動ベクトルの１つの場を決定する際に、重なり範囲の個々の目立った部位を比較し、当該部位の最適な移動ベクトルを決定し、その間に置かれた複数の移動ベクトルを内挿計算または外挿計算によって決定すると好ましい。
【００１７】
本発明による方法の簡単な実施態様にしたがって、第１の部分ボリュームへの第２の部分ボリュームの近似のために、第２の部分ボリュームが完全に変換されるとよい。更に、第１の部分ボリュームへの第２の部分ボリュームの近似のために、第２の部分ボリュームが部分ボリューム全体にわたって等しく変換されるとよい。
【００１８】
第１の部分ボリュームへの第２の部分ボリュームの近似のために、第２の部分ボリュームが、異なる方向に向けられかつ異なる大きさを持つ複数のベクトルを有する１つのベクトル場により変換されると特に有利である。例えば、そのベクトル場の複数の移動ベクトルは、重なり範囲に対する距離の増大にともなって、好ましくは連続的におよび／または零まで短くされるとよい。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１９】
以下において、図面を参照しながら有利な実施例に基づいて本発明を更に詳細に説明する。
図１は心臓の概略的な運動曲線を示し、
図２は重なり範囲を有する３つの再構成されたスタックを送り方向ｚおよび時間の上に描いた概略図を示し、
図３は心臓のＣＴスライス画像を示し、
図４は式（２）によるコントラストノイズ比ＣＮＲ（ｐ）を示し、
図５はＣＮＲ（ｐ）からの閾値演算による選択マスクＳを示し、
図６は移動ベクトル場の概略表示を有する流れ図で本発明による方法を示し、
図７は本発明による方法を実施するための計算ユニットおよびプログラムを備えたＣＴシステムの概略図を示す。
【００２０】
図面においては本発明の理解に必要な特徴のみが示され、次の参照符号が使用されている。１：コンピュータ断層撮影（ＣＴ）システム、２：第１のＸ線管、３：第１の検出器、４：第２のＸ線管、５：第２の検出器、６：ガントリハウジング、７：患者、８：患者用寝台、９：送り方向／システム軸線、１０：制御および計算ユニット、１１：メモリ、１３：重なり範囲に目立って現われる画像部位、１４：移動ベクトル、１５：重なり範囲、Ｉ，Ｉ'：スライス画像；Ｎ，Ｎ−１，Ｎ＋１：部分ボリューム、Ｐ：位置、Ｓｘ：選択マスク、ｔ：時間、ｚ：送り方向／システム軸線、Δｔ：時間窓、ΔＰ：ずれ。
【００２１】
図１には、本発明の基礎をなす本来の問題が、心臓の位置変化に基づいて、したがって２つの心周期にわたる運動曲線によって概略的に示されている。心臓の任意部位の位置Ｐの時間ｔにわたる経過が描かれている。両周期において、それぞれ心拡張期における心臓の休止相に対応する範囲が斜線で示されている。時間窓Δｔを有するこの範囲にて、心周期ごとに心臓の１つの部分ボリュームが走査されて再構成される。従来技術においては、理想的に、心臓および心臓の各部位があらゆる周期時相において同じ位置にあることから出発している。しかしながら、図１から分かるように、心臓の観察部位の位置はずれΔＰだけ異なる。実際には、心臓の表示のために、異なる心周期から得られる複数の部分ボリュームが合成されて心臓の１つの全体画像が作成される。
【００２２】
これが、図２において、複数のいわゆるスタック（＝１つの心時相からのスライス画像群）に基づいて模範的に示されている。時間軸ｔにわたって、それぞれ１，．．．，ｎのスライス画像平面Ｉn(N-1)，Ｉn(N)，Ｉn(N+1)から構成されている個々のスタックＮ−１，Ｎ，Ｎ＋１が描かれている。最初および最後のハッチングを施されたスライス画像は、それぞれ隣接するスタックの最後もしくは最初のスライス画像と重なり合う（＝重なり範囲１５）。
【００２３】
これらのスタックが従来と同様に単純に空間的に並べられる場合には、完全に等しい移行部は発生せず、表示は階段状アーチファクトを有する。本発明による方法は上述のスタック境界における階段状アーチファクトの低減のために提案され、以下において模範的な構成をスライス画像再構成に基づいて明らかにする。
【００２４】
ステップ１：
第１のステップにおいて、画像データの再構成、いわゆる心臓再構成は、それぞれ同一のｚ位置を有する少なくとも１つのスライス画像がブロック境界に存在するという特性を有するデータセグメントの時間的選択により行なわれる。速すぎる走行速度の場合には画像スタックに空白部分が生じるので、単位時間当たりのｚ方向へのテーブル送りはたいてい走査中の心拍数の変化に対して相応の信頼性をもって選択され、かつ無条件で薄いスライスが再構成可能であることから、これは一般に自動的に可能であり、したがって普通の走査パラメータの変更を必要としない。
【００２５】
以下において、一般性の制限なしに、全てのスタックが同一個数ｎの画像を含んでいるものと仮定する。
【００２６】
ステップ２：
第２のステップにおいては、隣接するスタック間のずれの解析が行なわれる。隣接するスタック間の運動のこの解析は、必ずしも全ての画像平面において行なわなくてもよく、むしろ望ましくは、例えば軟部⇔造影血管、肺組織⇔軟部のような高コントラスト部位が発生する部位においてのみ実行されればよい。均一な範囲では、第一には移動が正確に検出されず、第二にはあり得るずれがほとんど真に目で把握できない。更に、考慮に入れられるピクセルの制限が所要計算時間に関して有利な結果をもたらす。
【００２７】
該当範囲の選択は、例えばピクセル値または勾配に基づく閾値形成によって行なうことができる。特に有利に、各スタックの最後のスライスの各ピクセルｐについて、多数の方向ｉ＝１，．．．，ｍ（例えばｍ＝４）における線形分散ｖipが計算される。固定ピクセルｐについて、ｉmin（ｐ）（もしくはｉmax（ｐ））は最小もしくは最大の分散を有するインデックスである。この場合に、
【数１】
2007260398.tif 000003
は、観察された画像のノイズを表す量を定める。ただし、この量は構造上のノイズを含んでいない。それから各ピクセルについて、
【数２】
2007260398.tif 000004
なるコントラストノイズ比ＣＮＲが計算される。適切な選択が基準ＣＮＲ（ｐ）＞Ｔによって与えられ、それから相応のマスクＳが生じる。
【００２８】
図３ないし図５にはこの手法が比喩的に表示されている。図３は模範的なＣＴ画像を示し、この画像に式（２）が適用され、図４の画像が生じる。図４の画像に対する閾値演算によって、図５に示されている選択マスクＳが生じる。
【００２９】
ステップ３：
第３のステップにおいては、集合Ｓから第２のステップでマスク処理された各ピクセルｐについてそれぞれ１つの移動ベクトルが求められる。このために境界Ｉn(N)／Ｉn(N+1)の例では、Ｉn(N)からのピクセルｐに対してＩn(N+1)から次のようなピクセルｐ'opt（ｐ）、すなわち、周辺ＵにおいてＩn(N+1)からの画像内容がｐの周りにおけるＩn(N)からの画像内容に最も良く対応しているピクセルｐ'opt（ｐ）が探索される。なお、量ｐもしくはｐ'は対応するピクセルの座標を含むベクトルを表す。これは実際には例えば、ｐ'の変化による
【数３】
2007260398.tif 000005
なる誤差積分の最小化によって実現することができる。Δｐは、選択された周辺Ｕの全ての点にわたって動く相対ベクトルと理解すべきである。有利にはｐ’の探索範囲が、最大の予想移動によって定められている特定の範囲Ｂ（ｐ）に制限することができる。結果として、
Ｍ(N)（ｐ）＝ｐ'opt（ｐ）−ｐ                                        （４）
がＳからの全てのｐについての探索された移動場であり、これによりＩn(N)が、Ｓに限定されて、階段なしにＩ1(N+1)に接するために変換されなければならない。ここに記載された手法は、「ブロックマッチング（Ｂｌｏｃｋ−Ｍａｔｃｈｉｎｇ）」としても知られている。
【００３０】
同じ過程において、後での用途のために、式（４）で定められた値がどのくらい信頼できるかを示す信頼性パラメータが算出されるとよい。この特性は、例えば、ε（ｐ'）の最小値がどのくらい「明確」であるかによって表される。均一な領域ではε（ｐ'）がほとんど一定であり、ちょうどエッジでは、ｐ'がエッジに沿って移動されるならば、関数はほとんど変化しない。このケースにおいては、したがってｐ'opt（ｐ）もしくはＭ（ｐ）は信頼できない。最小の品質の尺度は、例えば、
【数４】
2007260398.tif 000006
であり、したがって、最小の周りの間隔Δε内におけるε（ｐ'）の点の個数の解析である。更に、ε（ｐ'opt（ｐ））の絶対値の考慮は、ｚ方向への移動によって対象がＩ1(N+1)においては見えるがＩn(N)においては見えないという状況を阻止するために有意義である。
【００３１】
Ｍ（ｐ）における僅かしか信頼できない値は、最終的に、Ｑ（ｐ）に依存して、隣接ベクトルから補間されたベクトルによって置き換えられるか、もしくはＱ（ｐ）に依存して補間されたベクトルと混合されるとよい。
【００３２】
オプションとして、結果の場は、それに基づいて、異常値を取り除き、かつ移動場が任意に急変しないという前提を顧慮するために、線形または非線形で平滑されるとよい。
【００３３】
ステップ３は、代替として、Ｉn(N)およびＩ1(N+1)の交換のもとに、階段なしにＩn(N)につなぐために必要なＩ1(N+1)の歪みを記述するＳ’からのｐ’のための場Ｍ＾(N)（ｐ’）を発生させるべく観察され得る。
【００３４】
ステップ４：
従来、Ｓ内の移動ベクトルのみが決定された。隣接するスタックの画像を変換可能にするために、先ず「空白部」、つまりＳの外の画素が補充されなければならない。すなわち、場Ｍは、全画像Ｉn(N)へ、例えば既に存在する隣接ベクトルを考慮した逐次進行によって連続的に拡張されなければならない。その場合に、移動ベクトルが制限された速度でしか変化しないという仮定を可能にすることは、絶えずステップ３における決定に関係する。移動ベクトルの進行は、Ｓの外でのベクトル場の発散ができるだけ小さく、理想的には零に保たれるように、すなわちできるだけ源を有しないように行なわれると有利である。これに適した方法は数学（ノイマン境界条件）もしくはそれの電気力学への応用から知られている。
【００３５】
最終的に移動場は全スタックＮに進められなければならない。Φ1(N)，．．．，Φn(N)は次のステップ５における変換に使用される画像Ｉ1(N)，．．．，Ｉn(N)のための場である。ここではさまざまの変形が可能であり、以下にこれらのうち３つについて言及する。
ａ）１つのスタック内の全ての画像が同一に歪められ、すなわちΦ1(N)＝Φ2(N)＝．．．＝Φn(N)が当てはまる。この場合には第１のスタックは変わらないままであり、すなわちΦi(1)≡０である。Ｎ番目のスタックは、
【数５】
2007260398.tif 000007
によって変換されなければならない。
ｂ）スタックの一端、したがって画像Ｉ1(N)もしくはＩn(N)は処理されないままであり、すなわちΦ1(N)≡０もしくはΦn(N)≡０である。それぞれの他端はずれのない接続が可能であるように、すなわちΦn(N)＝Ｍ(N)もしくはΦ1(N)＝Ｍ＾(N-1)であるように歪められる。その間において、連続的な移行による移動場が、例えば、
Φi(N)＝（（ｉ−１）／（ｎ−１））Ｍ(N)
もしくは
Φi(N)＝（１−（ｉ−１）／（ｎ−１））Ｍ＾(N-1)
による線形式で発生させられる。
ｃ）縁において対称的な歪みが行なわれるスタックの中心が捉えられ、すなわちΦ1(N)＝Ｍ＾(N-1)／２およびΦn(N)＝Ｍ(N)／２である。全ての他の移動場が連続的な移行によって、例えば、
【数６】
2007260398.tif 000008
による線形式で発生させられる。
【００３６】
ステップ５：
ステップ４の結果として、スタックＮの全ての画像のために、今やこのブロック内の画像内容を非剛体変換により歪ませるために使用される移動場が存在する。それによって、構成にしたがってスタックＮとスタックＮ＋１との間の境界における階段状アーチファクトが低減される。
【００３７】
図６には、上述の方法がもう一度概略的にコンパクトに示されている。第１のステップＳ１において画像データＩの再構成が行なわれる。第２のステップＳ２においては空間的なずれを有する重なり範囲１５のはっきり認識可能な部位１３が選択される。引き続いて第３のステップＳ３において移動場がその移動ベクトル１４により算出され、信頼性観察および平滑も行なわれるとよい。それに基づいて、第４のステップＳ４において、新たな跳躍およびアーチファクトが生じないように、移動ベクトル１４の全体場が算出される。最後に第５のステップＳ５において、隣接するスタックにおける一方のスタックの画像データの非剛体平面変換または場合によっては非剛体空間変換が行なわれ、その結果心臓の全ボリュームのアーチファクトのない表示Ｉ’が生じる。
【００３８】
誤解のないように指摘しておくに、上述の本発明による方法は、本発明の枠を逸脱することなく、スライス画像表示のみならずボリューム表示にも適用可能である。特に、本発明は、より良い理解のために平面的にのみ説明した構造のずれの代わりに、心臓構造の空間的ずれも考慮し、それから生じるボリュームアーチファクトを解消することができる。
【００３９】
模範的に図７になおもＣＴシステム１が示され、ＣＴシステム１の計算ユニット１０にはメモリ媒体が存在し、メモリ媒体上には、本発明による上述の方法を実施するためにＣＴシステムの制御および検出器出力データの評価のためのプログラムが記憶されている。
【００４０】
ＣＴシステム１は、ここに具体的に示されたケースにおいてはガントリハウジング６を有し、ガントリハウジング６内には図示されていないガントリにＸ線管２および多列検出器３が固定されている。運転時にはＸ線管２および検出器３がシステム軸線９の周りを回転し、これに対して患者７がシステム軸線９に沿って移動可能な患者用寝台８によりＸ線管２と検出器３との間の走査範囲を通して移動される。そのようにして患者に対して相対的にスパイラル走査が行なわれる。オプションとして、複数のＸ線管−検出器セットも走査に使用することができる。このような第２のＸ線管−検出器セットが第２のＸ線管４および第２の多列検出器５によって示されている。第２のＸ線管−検出器セットの使用によって心臓撮影の時間分解能が改善される。ここに図示された例では、更に制御および計算ユニット１０がＥＣＧ（心電図）の機能も引き受け、ＥＣＧにより、たいてい時相正しい再構成のために必要である心臓誘導が求められる。
【００４１】
計算ユニット１０によって、ＣＴシステムの制御が行なわれ、かつ画像処理を含めた画像再構成も行なわれる。計算ユニット１０は内部メモリ１１上にコンピュータプログラムＰｒｇ1−Ｐｒｇnを含み、これらのプログラムは移動式メモリ媒体にも伝達可能である。これらのコンピュータプログラムは、ＣＴコンピュータのその他の通常の任務のほかに本発明による画像処理方法を実行する。
【００４２】
図７の概略図においては、本発明によるアーチファクト抑制の変形が破線枠１２内に示されている。これによると、先ずコンピュータプログラムＰｒｇxによって患者７のスライス画像またはボリュームデータセットＩが再構成される。前に図６において説明した方法ステップＳ１〜Ｓ５により階段状アーチファクトが低減され、結果としてスライス画像またはボリュームデータセットＩ’の改善された表示が計算ユニット１０のディスプレイに出力される。
【００４３】
本発明の上述の特徴は、その都度述べた組み合わせのみならず、本発明の枠を逸脱することなく他の組み合わせでまたは単独で使用可能である。
【図面の簡単な説明】
【００４４】
【図１】心臓の概略的な運動曲線図
【図２】重なり範囲を有する３つの再構成スタックを送り方向ｚおよび時間の上に描いた概略図
【図３】心臓の模範的なＣＴ画像図
【図４】図３による画像に式（２）によるＣＮＲ（ｐ）の適用により生じる画像図
【図５】図４による画像に対する閾値演算により生じる選択マスクＳの画像図
【図６】移動ベクトル場の概略表示と共に本発明による方法を示す流れ図
【図７】本発明による方法を実施するための計算ユニットおよびプログラムを備えたＣＴシステムの概略図
【符号の説明】
【００４５】
１                  ＣＴシステム
２                  第１のＸ線管
３                  第１の検出器
４                  第２のＸ線管
５                  第２の検出器
６                  ガントリハウジング
７                  患者
８                  患者用寝台
９                  送り方向／システム軸線
１０                制御および計算ユニット
１１                メモリ
１３                重なり範囲に目立って現われる画像部位
１４                移動ベクトル
１５                重なり範囲
Ｉ，Ｉ'            スライス画像
Ｎ，Ｎ−１，Ｎ＋１  部分ボリューム
Ｐ                  位置
Ｓx                選択マスク
ｔ                  時間
ｚ                  送り方向／システム軸線
Δｔ                時間窓
ΔＰ                ずれ
【図１】
2007260398.tif 000009
【図２】
2007260398.tif 000010
【図６】
2007260398.tif 000011
【図７】
2007260398.tif 000012
【図３】
2007260398.tif 000013
【図４】
2007260398.tif 000014
【図５】
2007260398.tif 000015