JP2013138802A - Ｘ線ｃｔ撮影装置及びその画像処理方法 - Google Patents

Abstract

【課題】 処理を複雑化することなく、ＣＴ装置から得られた画像を再構成する際に、ユーザの好む画像を得られるようにする。
【解決手段】 被検者にＸ線を照射するＸ線照射部と、入射するＸ線に応じたデジタル量の電気信号を一定のフレームレートで出力するＸ線検出部と、前記Ｘ線照射部と前記Ｘ線検出部の対を、被検者を挟んで互いに対向させた状態で被検者の周りを移動させる旋回手段と、前記旋回手段が前記Ｘ線照射部及び前記Ｘ線検出部を被検者の周りを移動させることに伴って前記検出部が出力する画像信号を投影画像データとして順次記憶する記憶手段と、前記記憶手段に記憶された投影画像データに基づいて画像再構成演算を得る画像処理手段と、を備え、前記画像処理手段は、所定のフィルタ関数と遮断周波数に変曲点を有する減少連続関数との積からなるフィルタを作成し、前記投影画像データを前記作成したフィルタで演算する処理を含んでいる。
【選択図】 図１７

Description

この発明は、Ｘ線ＣＴ（コンピュータ断層撮影）撮影装置に関し、ノイズによる画像のざらつき感を抑えた画像か、物体の輪郭のはっきりした鮮明な画像かの程度を複雑な処理を施すことなく提供するものである。

Ｘ線ＣＴは、Ｘ線を用いて人体の３６０度方向からデータを得、そのデータをコンピュータ処理することにより、断層像を得るものである。近時では、ＣＴで得られた画像を三次元画像に変換するソフトウェアが医療分野において実用化されている。

近年、診断に三次元化された画像を使用することが増えており、それに伴う患者への被曝線量増加の問題が起こってくる。しかし、照射線量を低減させると、量子モトルが増加して、画像が劣化する。これは、照射Ｘ線が受光系に不均一に到着するために空間的揺らぎが生じ、ノイズとして加わる。このノイズを除去するために、様々な手法が提案されている。

例えば、帯域ろ波または帯域減衰の周波数フィルタで通過周波数を制限し、不要な周波数の信号及びノイズを除去する方法が知られている。

パノラマ撮影やセファロ撮影では、被写体にＸ線を一様に照射して撮影した場合、被写体の部位ごとの厚みの変化や、障害陰影による画像濃度変化により、画像中の一部はＸ線不足、一部はＸ線過多であるような画像が撮影される場合が多い。画像の部分が白くなりすぎ、あるいは黒くなりすぎると診断に使用できなくなる。従って、計算処理により画像の特徴を強調し、見やすくすることが望ましい。そこで、特許文献１には、次のＸ線画像処理方法が記載されている。この処理方法は、Ｘ線画像処理において、パノラマ撮影またはセファロ撮影により得られたデジタルＸ線画像データを２次元フーリエ変換し、次に、得られたフーリエ変換データに対して、２次元周波数空間の縦方向と横方向で周波数特性の異なるマスクの値と乗算して、フーリエ変換データを変換させる。次に変化させた後のフーリエ変換データをフーリエ逆変換して、得られた画像を診断画像として出力するものである。

ところで、Ｘ線ＣＴ撮影装置で被写体を撮影した後、高周波数成分を強調しないまま逆投影した場合には、ぼやけた画像となる。図３６は、ＣＴ撮影を想定したシミュレーションにより画像を作成したものであり、高周波数成分を強調しないままの画像である。図３６に示すように、高周波数成分を強調しない場合には、ぼやけた画像Ｉが得られる。このため、高周波数成分の強調は必要不可欠な処理である。

高周波数成分を強調すると、物体の輪郭がくっきりした鮮明な画像が得られる。図３６の画像Ｉは高周波数成分を強調しなかったため、著しくぼやけた画像が得られている。このため、本来は逆投影する前に高周波数成分を強調しなければならない。ＣＴ画像を得るためには、図３７に示す処理が行われる。まず、Ｘ線ＣＴ撮影装置で撮影し、その投影画像データを入手する（ステップＳ１）。そして、ＲＡＭＰフィルタ、Ｓｈｅｐｐ‐Ｌｏｇａｎフィルタなどを用いて、投影画像データの高周波数成分を強調する（ステップＳ２）。高周波数成分を強調した投影画像データを逆投影して再構成画像データを得る（ステップＳ３）。得られた再構成画像データを表示装置に診断用画像として表示させる（ステップＳ４）。

このときによく利用されるフィルタとしては、上記のように、ＲＡＭＰフィルタとＳｈｅｐｐ‐Ｌｏｇａｎフィルタがある。これらのフィルタ特性は、図３８に示すような周波数とフィルタ値との関係を有している。

図３８のグラフにおいて、横軸は周波数であり、縦軸はその周波数の強度を何倍するかを示している。図３８のように、ＲＡＭＰフィルタとＳｈｅｐｐ‐Ｌｏｇａｎフィルタは共に、高周波数であるほどその強度を強めていることが分かる。ＲＡＭＰフィルタとＳｈｅｐｐ‐Ｌｏｇａｎフィルタは式で表すと次式（１）のようになる。次式において、周波数をｘ、フィルタ値をｙとしている。また、ｘ_Ｈは、デジタル画像が表現できる最大の周波数である。

高周波数成分を強調すると、必ずノイズ成分も強調される。この様子を図３９に示す。図３９はＳｈｅｐｐ‐Ｌｏｇａｎ頭部ファントムモデルのシミュレーション画像において、Ｓｈｅｐｐ‐Ｌｏｇａｎフィルタで高周波数成分を強調した時のシミュレーション画像を示す図である。図３９に示すように、画像Ｉは、高周波数成分を強調すると輪郭はくっきりするが、ノイズ成分が強調され、画像全体がざらざらしていることが分かる。

画像のざらざら感を抑えるために、平滑化という処理が施される。平滑化処理を施すＣＴの画像処理方法を説明する。従来は、図４０Ａ、図４０Ｂに示すように、Ｘ線ＣＴ撮影装置から得られた投影画像データ、または再構成画像データに対して平滑化を施すことがほとんどである。例えば、図４０Ａの処理は、投影画像データに対して平滑化処理を行うものである。すなわち、Ｘ線ＣＴ撮影装置で撮影し、投影画像データを入手する（ステップＳ１）。そして、投影画像データに対して平滑化処理を行う（ステップＳ１１）。その後、ＲＡＭＰフィルタやＳｈｅｐｐ‐Ｌｏｇａｎフィルタなどを用いて高周波数成分を強調し（ステップＳ２）、高周波数成分を強調した画像データを逆投影して再構成画像データを得る（ステップＳ３）。この再構成した画像データを診断用画像として表示装置に表示させる（ステップＳ４）。

また、図４０Ｂの処理は、再構成した画像データに対して平滑化処理を行うものである。すなわち、Ｘ線ＣＴ撮影装置で撮影し、投影画像データを入手する（ステップＳ１）。そして、投影画像データに対してＲＡＭＰフィルタやＳｈｅｐｐ‐Ｌｏｇａｎフィルタなどを用いて高周波数成分を強調し（ステップＳ２）、高周波数成分を強調した投影画像データを逆投影して再構成画像データを得る（ステップＳ３）。この再構成した画像データを平滑化処理し（ステップＳ１２）、平滑化処理した再構成画像データを診断用画像として表示装置に表示させる（ステップＳ４）。

なお、上記においては、平滑化処理は、Ｘ線ＣＴ撮影装置から得られた投影画像データ、または再構成画像データのどちらか一方に対して平滑化処理を行っているが、Ｘ線ＣＴ撮影装置から得られた投影画像データに平滑化処理を行い、更に、再構成画像データに対しても平滑化処理を行うように構成する場合もある。

この平滑化処理としては、例えば、周辺画素の平均がとられる。平均の取り方は様々の方法があり、注目画素の４近傍の単純平均化、注目画素の８近傍の単純平均化、注目画素の２４近傍の単純平均化、重み付けをつけた４近傍又は８近傍の平均化などがある。

上記したように、従来、画像のざらつき感を抑制しようとすると、図４０Ａ、図４０Ｂに示すように、本来のＣＴ再構成のプロセスとは別に、フィルタで高周波数成分を強調する前か、あるいは再構成画像データを得た後、もしくは両方に、平滑化のためのプロセスを別途設けなければならない。

特開２００５−４０５０６号公報

上記したように、ノイズによる画像のざらつき感を抑えるために、画像データに平滑化処理を施すことがある。平滑化処理を施すとざらつき感は抑えられるが、画像全体がぼけてしまうという難点がある。

しかし、ざらつきは目立つが鮮明な画像とざらつきは目立たないがぼけている画像のどちらを好むかはユーザによって異なる。各ユーザが求める画像に合わせて平滑化の強さを調整するためには、処理の過程を余分に設ける必要があり、処理が複雑化するという難点がある。

この発明は、上記した従来の問題点を解消するためになされたものにして、処理を複雑化することなく、Ｘ線ＣＴ撮影装置から得られた画像を再構成する際に、ユーザの好む画像を得られるようにすることを目的とする。

この発明のＸ線ＣＴ撮影装置は、被検者にＸ線を照射するＸ線照射部と、入射するＸ線に応じたデジタル量の電気信号を一定のフレームレートで出力するＸ線検出部と、前記Ｘ線照射部と前記Ｘ線検出部の対を、被検者を挟んで互いに対向させた状態で被検者の周りを移動させる旋回手段と、前記旋回手段が前記Ｘ線照射部及び前記Ｘ線検出部を被検者の周りを移動させることに伴って前記検出部が出力する画像信号を投影画像データとして順次記憶する記憶手段と、前記記憶手段に記憶された投影画像データに基づいて画像再構成演算を得る画像処理手段と、を備え、前記画像処理手段は、所定のフィルタ関数と遮断周波数に変曲点を有する減少連続関数との積からなるフィルタを作成し、前記投影画像データを前記作成したフィルタで演算する処理を含むことを特徴とする。

この発明のＸ線ＣＴ撮影装置の画像処理方法は、Ｘ線ＣＴ撮影装置で撮影されＸ線検出部から出力される投影画像データを順次記憶手段に記憶させ、前記記憶手段に格納された投影画像データを読み出し、前記投影画像データに基づいて画像再構成演算を行うＸ線ＣＴ撮影装置の画像処理方法であって、前記画像再構成演算は、所定のフィルタ関数と遮断周波数に変曲点を有する減少連続関数との積からなるフィルタを作成し、前記投影画像データを前記作成したフィルタで演算する処理を含むことを特徴とする。

前記減少連続関数はシグモイド関数を用いることができる。

前記関数のパラメータの変更により、再構成画像を変更するように構成できる。また、前記フィルタは、ＲＡＭＰフィルタ又はＳｈｅｐｐ‐Ｌｏｇａｎフィルタを用いればよい。

この発明は、平滑化処理を複雑化することなく、Ｘ線ＣＴ撮影装置から得られた投影画像データをアーチファクトの発生を抑制してユーザの好む画像を再構成することができる。

この発明による座位タイプのＸ線ＣＴ撮影装置本体の正面図及びＸ線ＣＴ画像表示装置の斜視図である。 この発明による座位タイプのＸ線ＣＴ撮影装置本体の側面図である。 この発明によるＸ線ＣＴ画像表示装置の画像データ処理装置の内部構成を示すブロック図である。 この発明の実施形態のＸ線ＣＴ撮影装置における画像生成処理動作を示すフロー図である。 矩形関数の一例を示す図である。 ある閾値までの高周波数成分を強調し、閾値以上の高周波数成分は全て０に遮断するように拡張したＲＡＭＰフィルタの特性を示す図である。 ある閾値までの高周波数成分を強調し、閾値以上の高周波数成分は全て０に遮断するように拡張したＳｈｅｐｐ‐Ｌｏｇａｎフィルタの特性を示す図である。 この発明の実施形態におけるフィルタ処理をＳｈｅｐｐ‐Ｌｏｇａｎ頭部ファントムモデルのシミュレーション画像に行った状態を示す図である。 図８Ａの画像を模式的に表した図である。 パラメータａが正の場合のシグモイド関数を示す図である。 ＲＡＭＰフィルタとシグモイド関数の積に対して、パラメータｂを一定とし、パラメータａを変化させた場合のグラフである。 ＲＡＭＰフィルタとシグモイド関数の積に対して、パラメータａを一定とし、パラメータｂを変化させた場合のグラフである。 Ｓｈｅｐｐ‐Ｌｏｇａｎフィルタとシグモイド関数の積に対して、パラメータｂを一定とし、パラメータａを変化させた場合のグラフである。 Ｓｈｅｐｐ‐Ｌｏｇａｎフィルタとシグモイド関数の積に対して、パラメータａを一定とし、パラメータｂを変化させた場合のグラフである。 パラメータａが負の場合のシグモイド関数を示す図である。 パラメータａが負の場合のシグモイド関数とＲＡＭＰフィルタとの積をとったグラフである。 パラメータａが負の場合のシグモイド関数とＳｈｅｐｐ‐Ｌｏｇａｎフィルタとの積をとったグラフである。 この発明の実施形態の処理動作を示すフロー図である。 この発明の実施形態の処理動作を示すフロー図である。 Ｓｈｅｐｐ‐Ｌｏｇａｎフィルタとシグモイド関数の積によるフィルタを用いてシミュレーションを行う時のパラメータａ、ｂの組み合わせを示す図である。 この発明のシミュレーションを行う時に用いるＳｈｅｐｐ‐Ｌｏｇａｎ頭部ファントムモデルの人工的な画像を示す図である。 Ｓｈｅｐｐ‐Ｌｏｇａｎ頭部ファントムモデルに人工的にノイズを追加して、Ｓｈｅｐｐ‐Ｌｏｇａｎフィルタとシグモイド関数の積によるフィルタにおいてパラメータａを０．０１、ｂを５０にしたときのこの発明による処理でシミュレーションして得た画像を示す図である。 Ｓｈｅｐｐ‐Ｌｏｇａｎ頭部ファントムモデルに人工的にノイズを追加して、Ｓｈｅｐｐ‐Ｌｏｇａｎフィルタとシグモイド関数の積によるフィルタにおいてパラメータａを０．１０、ｂを５０にしたときのこの発明による処理でシミュレーションして得た画像を示す図である。 Ｓｈｅｐｐ‐Ｌｏｇａｎ頭部ファントムモデルに人工的にノイズを追加して、Ｓｈｅｐｐ‐Ｌｏｇａｎフィルタとシグモイド関数の積によるフィルタにおいてパラメータａを１．００、ｂを５０にしたときのこの発明による処理でシミュレーションして得た画像を示す図である。 Ｓｈｅｐｐ‐Ｌｏｇａｎ頭部ファントムモデルに人工的にノイズを追加して、Ｓｈｅｐｐ‐Ｌｏｇａｎフィルタとシグモイド関数の積によるフィルタにおいてパラメータａを０．１０、ｂを５０にしたときのこの発明による処理でシミュレーションして得た画像を示す図である。 Ｓｈｅｐｐ‐Ｌｏｇａｎ頭部ファントムモデルに人工的にノイズを追加して、Ｓｈｅｐｐ‐Ｌｏｇａｎフィルタとシグモイド関数の積によるフィルタにおいてパラメータａを０．１０、ｂを１００にしたときのこの発明による処理でシミュレーションして得た画像を示す図である。 Ｓｈｅｐｐ‐Ｌｏｇａｎ頭部ファントムモデルに人工的にノイズを追加して、Ｓｈｅｐｐ‐Ｌｏｇａｎフィルタとシグモイド関数の積によるフィルタにおいてパラメータａを０．１０、ｂを２００にしたときのこの発明による処理でシミュレーションして得た画像を示す図である。 頭部ファントムを撮影した投影画像データをＳｈｅｐｐ‐Ｌｏｇａｎフィルタとシグモイド関数の積によるフィルタにおいてパラメータａを０．０１、ｂを５０にしたときのこの発明による処理で得た画像を示す図である。 頭部ファントムを撮影した投影画像データをＳｈｅｐｐ‐Ｌｏｇａｎフィルタとシグモイド関数の積によるフィルタにおいてパラメータａを０．１０、ｂを５０にしたときのこの発明による処理で得た画像を示す図である。 頭部ファントムを撮影した投影画像データをＳｈｅｐｐ‐Ｌｏｇａｎフィルタとシグモイド関数の積によるフィルタにおいてパラメータａを１．００、ｂを５０にしたときのこの発明による処理で得た画像を示す図である。 図２９の画像を模式的に表した図である。 頭部ファントムを撮影した投影画像データをＳｈｅｐｐ‐Ｌｏｇａｎフィルタとシグモイド関数の積によるフィルタにおいてパラメータａを０．１０、ｂを５０にしたときのこの発明による処理で得た画像を示す図である。 頭部ファントムを撮影した投影画像データをＳｈｅｐｐ‐Ｌｏｇａｎフィルタとシグモイド関数の積によるフィルタにおいてパラメータａを０．１０、ｂを１００にしたときのこの発明による処理で得た画像を示す図である。 頭部ファントムを撮影した投影画像データをＳｈｅｐｐ‐Ｌｏｇａｎフィルタとシグモイド関数の積によるフィルタにおいてパラメータａを０．１０、ｂを２００にしたときのこの発明による処理で得た画像を示す図である。 Ｓｈｅｐｐ‐Ｌｏｇａｎ頭部ファントムモデルに人工的にノイズを追加して、Ｓｈｅｐｐ‐Ｌｏｇａｎフィルタとシグモイド関数の積によるフィルタにおいてパラメータａを０．１０、ｂを２５にしたときのこの発明による処理でシミュレーションして得た画像を示す図である。 頭部ファントムを撮影した投影画像データをＳｈｅｐｐ‐Ｌｏｇａｎフィルタとシグモイド関数の積によるフィルタにおいてパラメータａを０．１０、ｂを２５にしたときのこの発明による処理で得た画像を示す図である。 Ｓｈｅｐｐ‐Ｌｏｇａｎ頭部ファントムモデルのシミュレーション画像を作成した図である。 Ｘ線ＣＴ撮影装置における画像生成処理動作を示すフロー図である。 ＲＡＭＰフィルタ及びＳｈｅｐｐ‐Ｌｏｇａｎフィルタのフィルタ特性を示す図である。 Ｓｈｅｐｐ‐Ｌｏｇａｎ頭部ファントムモデルのシミュレーション画像において、Ｓｈｅｐｐ‐Ｌｏｇａｎフィルタで高周波成分を強調した時のシミュレーション画像を示す図である。 Ｘ線ＣＴ撮影装置における平滑化処理を加えた画像生成処理動作を示すフロー図である。 Ｘ線ＣＴ撮影装置における平滑化処理を加えた画像生成処理動作を示すフロー図である。

以下、歯科用Ｘ線ＣＴ撮影装置の実施の形態について、図面を参照しながら詳細に説明する。なお、図中同一または相当部分には同一符号を付し、説明の重複を避けるためにその説明は繰返さない。

医療分野では、１台で種々の撮影モードを実行することが可能なＸ線ＣＴ撮影装置が用いられている。例えば、歯科分野においては、湾曲した歯列弓を平面状に展開した像として撮影するパノラマ撮影モードと、生体器官の関心領域の断層面画像を取得するＣＴ撮影モードとの両方を実行することが可能な兼用型のＸ線ＣＴ撮影装置が知られている。この兼用型のＸ線ＣＴ撮影装置としての例を図１及び図２を参照して説明する。図１は、座位タイプのＸ線ＣＴ撮影装置本体の正面図及びＸ線ＣＴ画像表示装置の斜視図、図２は、座位タイプのＸ線ＣＴ撮影装置本体の側面図である。

Ｘ線ＣＴ撮影装置は、Ｘ線ＣＴ撮影装置本体１と、Ｘ線ＣＴ画像表示装置２を備え、通信ケーブル等によってデータを送受信する構成になっている。Ｘ線ＣＴ撮影装置本体１は、被検者（患者）にＸ線を照射するＸ線照射部１１０と、被検者を透過したＸ線を検出するＸ線検出部１２０と、Ｘ線照射部１１０及びＸ線検出部１２０を対向して有する旋回アーム３とを備える。

Ｘ線ＣＴ撮影装置本体１は、被検者とされる顎顔面を保持する被検者保持手段（頭部固定部）４と、旋回アーム３を駆動する図示しない駆動ユニット部と撮影制御部を備えている。

Ｘ線照射部１１０は、Ｘ線を照射するＸ線管等からなるＸ線源１１１ａと、Ｘ線ビームの広がりを規制するスリット等からなるコリメータ１１１とで構成されており、Ｘ線検出部１２０は、２次元的に広がったＣＣＤセンサやＸ線間接変換方式（ＦＰＤ：フラットパネルディテクタ）センサ等からなるＸ線検出器１２１を設けたカセット１２１ｂで構成されている。カセット１２１ｂはＸ線検出部１２０に対して着脱自在であるが、Ｘ線検出器１２１はカセット１２１ｂを介さずにＸ線検出部１２０に固定的に設けてもよい。Ｘ線源１１１ａからのＸ線は、被検者を透過してＸ線検出器１２１のＸ線入力面１２１ａに与えられる。このＸ線検出器１２１は、例えば、３０ｆｐｓのフレームレート（１フレームは、例えば、５１２×５１２画素）で入射Ｘ線を、当該Ｘ線の量に応じたデジタル電気量の画像データとして収集することができる。

Ｘ線ＣＴ撮影装置本体１は、図示しない制御装置により、駆動ユニット部の駆動制御、Ｘ線照射部１１０の照射制御、Ｘ線検出部１２０の検出制御等を行う。撮影時には、Ｘ線照射部１１０及びＸ線検出部１２０の対は、被検者の頭頸部を挟んで互いに対峙するように位置し、その対毎一体に頭頸部の周りを回転するように駆動される。

Ｘ線ＣＴ画像表示装置２は、Ｘ線ＣＴ撮影装置本体１から得られたデータを処理して画像を生成する。このＸ線ＣＴ画像表示装置２は、例えば、コンピュータやワークステーションで構成されており、画像データ処理装置２０には、例えば、液晶モニタ等のディスプレイ装置からなる表示装置２６や、キーボード、マウス等で構成された操作手段２５が接続されている。さらに、ハードディスクやＮＡＳ（ｎｅｔｗｏｒｋ ａｔｔａｃｈｅｄ ｓｔｏｒａｇｅ）などからなる記憶装置２２が接続され、画像再構成したデータがＤＩＣＯＭなどの再構成画像データとして格納される。

Ｘ線ＣＴ撮影装置本体１は、Ｘ線ＣＴ画像表示装置２からの指令に従って、被検者（患者）の歯顎領域の歯科用パノラマ撮影装置又は頭頸部領域のＣＴ撮影を実行する。また、各種指令や座標データ等をＸ線ＣＴ画像表示装置２から受け取る一方、撮影した画像データをＸ線ＣＴ画像表示装置２に送る。また、被撮影領域（撮影対象領域）の底辺は、Ｘ線照射部１１０から照射されるコーンビームの下縁の線が基準となる。

図１及び図２に示すように、座位タイプのＸ線ＣＴ撮影装置本体１は、左右両側に支柱６が立設されている。支柱６は、床面に設置されたベース５に支持されている。支柱６の上部に、支持フレーム７が支持されており、支持フレーム７の中央部７０内に回転駆動ユニットが設けられている。

旋回アーム３の両側にＸ線検出部１２０及びＸ線照射部１１０が設けられている。Ｘ線ＣＴ撮影本体１は、被検者を座位状態にするための椅子部４０を備える。さらに、Ｘ線ＣＴ撮影装置本体１は、椅子部４０を上下動するための電動式アクチュエータ４０ａが設けられている。電動式アクチュエータ４０ａの動作で椅子部４０を上下動して、被検者の個体差に応じて撮影対象領域の高さに位置決めする。

Ｘ線ＣＴ撮影装置本体１は、椅子部４０の下部に横方向に延びるフレーム４０ｂが設けられ、このフレーム４０ｂは、上下方向に伸縮自在な電動アクチュエータ４０ｃが取り付けられている。Ｘ線ＣＴ撮影装置本体１は、電動アクチュエータ４０ｃの上部に、頭部支持ユニット７１を有する。頭部支持ユニット７１は、被検者が椅子部４０から出入りしやすいように、水平方向に旋回可能で、基準位置に位置決めロック可能となっている。頭部支持ユニット７１は、被検者の頭部を固定するための頭部固定部４、被検者がグリップするための一対のハンドル７１ｂを備える。

頭部固定部４は、撮影に際して被検者の頭部を安定的に固定するために、被検者の顎を乗せるためのチンレスト４ａと、側頭部または外耳口を固定するための左右対称に開閉する側頭部押さえまたはイヤーロッド４ｂと、前頭部を支持するための前頭部押さえ（図示せず）とで、構成する３点固定方式を基本として、更に後頭部を前頭部に対してベルトを用いて固定するようになっている。

さらに、Ｘ線ＣＴ撮影装置本体１は、旋回アーム３の底面と頭部固定部４の上部とが干渉しないように干渉防止機構４１を備える。干渉防止機構４１は、頭部支持ユニット７１に設けられた反射型のビームセンサー４１ａを備える。さらに、干渉防止機構４１は、支柱６の所定の高さ位置に反射板４１ｂを備える。反射板４１ｂは、ビームセンサー４１ａに対向する位置に設けられており、ビームセンサー４１ａから照射されるビームが反射板４１ｂで反射され、ビームセンサー４１ａが検知することで電動アクチュエータ４０ａ、４０ｃの上昇を停止するようになっている。これにより、被検者の頭部が旋回アーム３に干渉せず安全に構成されている。

また、支持フレーム７には、動作表示手段４２ｄ及びポジションビーム手段４２ｃが設けられている。動作表示手段４２ｄは、稼働中の装置がどのような操作を行っているか表示する。ポジションビーム手段４２ｃは、選択されたモードの撮影対象領域（画像再構成範囲）がどの範囲かを被検者に弱いレーザービームを照射し、その範囲内に被検者を位置決めするように電動アクチュエータ４０ａ、４０ｃを操作できるようになっている。

さらに、支持フレーム７は、被検者の正中位置を確認するための正中用レーザービーム４２ａを備える。また、旋回アーム３の両側に位置付け用レーザービーム４２ｂ、４２ｂ’が設けられている。位置付け用レーザービーム４２ｂは、旋回アーム３のＸ線検出部１２０側に設けられ、位置付け用レーザービーム４２ｂ’は旋回アーム３のＸ線照射部１１０側に設けられている。位置付け用レーザービーム４２ｂ、４２ｂ’は、Ｘ線源１１１ａと予め設定されたＸ線検出器１２１の入力面１２１ａの基準位置とを結ぶ直線上を一本の線状に指向するようになっている。さらに、Ｘ線源１１１ａとＸ線検出器１２１の入力面１２１ａに予め設定された基準位置１２１ｂとを結ぶ水平な直線に対して直交し、且つ、旋回軸３ｃの中心を通る垂直の軸線を指向するようになっている。これにより、位置付け用レーザービーム４２ｂ、４２ｂ’は、被検者の対象撮影領域（画像再構成範囲）の中心位置を指示し、設定を容易にできるようになっている。

撮影時には、チンレストで支持される被検者が、Ｘ線検出部１２０及びＸ線照射部１１０との間に固定される。Ｘ線照射部１１０内部に備えられたＸ線源１１１ａの前に設けたコリメータ１１１で所定のＸ線束を発生し、旋回アーム３を旋回させて被検者を順次走査するとともに、これに同期してＸ線検出部１２０からの投影画像データが取得される。Ｘ線ＣＴ画像表示装置２は、Ｘ線検出部１２０からの投影画像データを処理して、再構成画像データを得る。そして、表示装置２６に診断用画像が表示される。

図１においては、記憶手段２２は、外部の記憶装置を記載しているが、画像データ処理装置２０内にも記憶装置を備えている。この発明では、内部の記憶装置と外部の記憶装置で記憶手段２２を構成しているが、これに限らず、上記した各種データを格納できるものであればよい。図１、図２は、座位の場合を例示したが、図示しないが立位の装置の場合も当然有り得ることは勿論である。

図３は、Ｘ線ＣＴ画像表示装置２の画像データ処理装置２０の内部構成と接続機器を示すブロック図である。画像データ処理装置２０は、全体を制御するＣＰＵ２００と、それにバス２１０を介して接続されるメモリ（ＲＯＭ、ＲＡＭ）２０２を備える。ＣＰＵ２００には、さらにキーボード２５、マウス２０６、表示装置２６、プログラムとファイルを記憶するハードディスク装置（ＨＤＤ）２０８、各種光ディスクとアクセスするドライブ装置２０９及び外部との通信を行う通信装置２０７が接続される。ハードディスク２０８、メモリ２０２には、後で説明するＸ線画像処理プログラムやそれに用いるフィルタ特性値などが記憶されている。また、ハードディスク２０８、メモリ２０２には、各種撮影データや画像データが格納される。

ＣＰＵ２００は、Ｘ線画像処理プログラムを実行するが、その内容は後で説明する。

ここに、ＣＰＵ２００、メモリ２０２、ハードディスク２０８は、画像処理手段を形成する。ＣＰＵ２００は、メモリ２０２、ハードディスク２０８に格納されたプログラムにより、各種動作を制御し、フィルタ処理、画像再構成等の機能を果たすように動作する。

さらに、ＣＰＵ２００は、メモリ２０２、ハードディスク２０８に予め格納されている制御及び処理の全体を担うプログラムに沿って、装置の構成要素の全体の動作を制御する。かかるプログラムは、操作者からそれぞれに制御項目についてインターラクティブに操作情報を受け付けるように設定されている。ＣＰＵ２００は、フレームデータの収集（スキャン）などを実行可能に構成されている。

被検者は、図１及び図２に示すように、座位の姿勢でチンレスト４ａの位置に顎を置いて、ヘッドレストに額を押し当てる。これにより、患者の頭頸部（顎部）の位置が旋回アーム３の回転空間のほぼ中央部で固定される。この状態で、旋回アーム３が被検者の頭頸部の周りをＸＹ面に沿って回転する。

この回転の間に、Ｘ線照射部１１０からＸ線が曝射される。このＸ線は、撮影位置に位置する被検者の顎部（歯列部分）を透過してＸ線検出部１２０に入射する。Ｘ線検出部１２０は、前述したように、高速のフレームレート（例えば、３０ｆｐｓ）で入射Ｘ線を検出し、対応する電気量の２次元のデジタルデータ（例えば、５１２×５１２画素）をフレーム単位で順次出力する。このフレームデータ（投影画像データ）は、通信ラインを介して、Ｘ線ＣＴ画像表示装置２の画像データ処理装置２０のバス２１０からメモリ２０２に格納される。

ＣＰＵ２００は、メモリ２０２に格納されたフレームデータ（投影画像データ）を用いて、フィルタ処理、画像再構成処理して再構成画像データを作成する。

上記したように、撮影した投影画像データにフィルタを用いて高周波数成分を強調する演算を行う必要がある。高周波数成分を強調すると、ノイズ成分が強調される。ノイズ成分が強調される原因は、ＲＡＭＰフィルタやＳｈｅｐｐ‐Ｌｏｇａｎフィルタなどによる高周波数成分の強調にある。本発明者等は、ある閾値の高周波数成分までを強調し、閾値以上の高周波数成分は全て０に遮断することで、平滑化と同じ効果を得ながら高周波数成分の強調が可能であることを見出した。

そのプロセスを図４に従い説明する。まず、Ｘ線ＣＴ撮影装置本体１で撮影し、その投影画像データを入手し、メモリ２０２に格納する（ステップＳ２１）。そして、この発明の特徴であるＲＡＭＰフィルタ又はＳｈｅｐｐ‐Ｌｏｇａｎフィルタなどを用いて閾値までの高周波数成分を強調し、フィルタ処理を行った投影画像データをメモリ２０２に格納する（ステップＳ２２）。そして、所定の閾値まで高周波数成分を強調した投影画像データを逆投影して再構成画像データを得る（ステップＳ２３）。このようにして得られた再構成画像データにより、診断用画像を表示装置２６に表示させる（ステップＳ２４）。この手法を用いれば、図４０Ａ、図４０Ｂのように平滑化のためのプロセスを別途設ける必要がなくなり、より簡単な方法で高周波数成分の強調と平滑化処理が同時に行える。

閾値以上の高周波数成分を全て０に遮断するためには、上記した式（１）に下記に示す式（２）の矩形関数との積をとれば良い。

図５に、式（２）に示す矩形関数を示す。式（３）に示すように、式（１）と式（２）との積をとると、ある閾値までの高周波数成分を強調し、閾値以上の高周波数成分は全て０に遮断するように拡張したＲＡＭＰフィルタとＳｈｅｐｐ‐Ｌｏｇａｎフィルタが得られる。そして、式（３）に示すように、遮断する閾値の周波数をｂとすると、Ｓｈｅｐｐ‐Ｌｏｇａｎフィルタのｘ_Ｈがｂに置き換えられる。これは、図３８のＳｈｅｐｐ‐Ｌｏｇａｎフィルタのグラフにおいて、周波数が高くなった際にフィルタ値が下がってくるタイミングを調節するためである。閾値以上の高周波数成分をすべて０に遮断したＲＡＭＰフィルタとＳｈｅｐｐ‐Ｌｏｇａｎフィルタのグラフをそれぞれ図６及び図７に示す。図６がＲＡＭＰフィルタであり、図７がＳｈｅｐｐ‐Ｌｏｇａｎフィルタである。

図７に示すような閾値を与えたＳｈｅｐｐ‐Ｌｏｇａｎフィルタを適用した場合のシミュレーション画像を図８Ａに示す。図８Ａに示すように、シミュレーションによる再構成画像Ｉは、高周波数成分の強調により輪郭がはっきりしている。そして、閾値を超えた部分は０に遮断されているので、ノイズが強調されずざらつき感が抑制されることが分かる。

ただし、図８Ａに示すように、再構成画像Ｉには、縞模様のアーチファクトが発生していることが分かる。すなわち、図８Ｂの模式図に示すように、縞模様のアーチファクトＪが発生する。

この縞模様のアーチファクトは、高周波数成分を急激に遮断したことが原因である。実際に、高周波数成分の急激な遮断は、上記した式（１）に対して、上記式（２）の矩形関数との積を取ることと等しく、矩形関数のフーリエ逆変換はｓｉｎｃ関数となることが知られている。ｓｉｎｃ関数のグラフは波状の形を取り、それが画像では縞模様として現れていることから、数学的にも縞模様のアーチファクトが現れることは説明がつく。

前述の問題を解決するためには、高周波数成分を緩やかに遮断することが効果的であると考えられる。高周波数成分を緩やかに遮断することができる数学的な関数としては、シグモイド関数など様々なものが考えられる。このシグモイド関数は変曲点を有した減少連続関数である。シグモイド関数のグラフを図９に示す。２つのパラメータを与えたときのシグモイド関数の式（４）は以下の通りとなる。

図９に示すシグモイド関数のグラフは、上記式（４）において、遮断の急激さを表すパラメータａの値が正の場合の挙動を示している。そして、ａが正の無限大（∞）に近づく（ａ→+∞）と、関数値１、０の矩形関数に近づくことになる。また、ａが０に固定される（ａ＝０）とすると、関数値は１/２となる。これらのことからパラメータａが正の場合、高周波数成分を緩やかに遮断するには、０より大きく無限大（∞）より小さい（０＜ａ＜∞）範囲で選択することになる。また、上記式（４）におけるｂは、遮断周波数を表すパラメータであり、この遮断周波数ｂに変曲点を有する。

例えば、矩形関数の代わりにシグモイド関数との積を取り、高周波数成分を緩やかに遮断するように工夫することで、縞模様のアーチファクトの発生を防ぐことが期待できる。

ＲＡＭＰフィルタとシグモイド関数との積及びＳｈｅｐｐ‐Ｌｏｇａｎフィルタとシグモイド関数との積の数式は次の式（５）のように与えられる。前述と同様に、遮断する閾値の周波数をｂとすると、Ｓｈｅｐｐ‐Ｌｏｇａｎフィルタのｘ_Ｈがｂに置き換えられる。

そして、この関数に、遮断の急激さを表すパラメータａと、遮断周波数を表すパラメータｂを与えることで、縞模様のアーチファクトの発生を制御したり、平滑化の強さを調整することができ、ユーザのニーズに合わせてチューニングすることができる。

以下、シグモイド関数を用いた場合につき更に説明する。ＲＡＭＰフィルタとシグモイド関数の積に対して、パラメータａとｂの変化によるグラフの推移は図１０、図１１のようになる。ここで、ａは遮断の急激さ、ｂは遮断周波数を決定するパラメータである。前述したように、シグモイド関数の変曲点は遮断周波数ｂとなる。図１０は、遮断周波数ｂを２５６Ｈｚに設定し、パラメータａを変化させたものである。また、図１１は、既存のＲＡＭＰフィルタにパラメータａを０．１０に設定し、遮断周波数ｂを１００Ｈｚと２００Ｈｚに変化させたものである。

同じくＳｈｅｐｐ‐Ｌｏｇａｎフィルタとシグモイド関数の積に対して、パラメータａとｂの変化によるグラフの推移は、図１２、図１３のようになる。ここで、ａは遮断の急激さ、ｂは遮断周波数を決定するパラメータである。前述したように、シグモイド関数の変曲点は遮断周波数ｂとなる。図１２は、遮断周波数ｂを２５６Ｈｚに設定し、パラメータａを変化させたものである。また、図１３は、既存のＳｈｅｐｐ‐Ｌｏｇａｎフィルタにパラメータａを０．１０に設定し、遮断周波数ｂを１００Ｈｚと２００Ｈｚに変化させたものである。

上記の図１０ないし図１３のフィルタ特性は、上記式（４）において、パラメータａの値が正の場合のシグモイド関数を用いた場合について説明している。次に、上記式（４）において、遮断の急激さを表すパラメータａの値が負の場合について考察する。

図１４に示すシグモイド関数のグラフは、上記式（４）において、パラメータａの値が負の場合を示している。パラメータａを負にしたときには、パラメータａを正にしたときと関数値０と１とが入れ替わる。すなわち、ａが負の無限大（∞）に近づく（ａ→−∞）と、関数値１、０の矩形関数に近づくことになる。また、ａが０固定される（ａ＝０）とすると、関数値は１/２となる。

パラメータａが負の場合のシグモイド関数とＲＡＭＰフィルタとの積をとったフィルタのグラフを図１５、シグモイド関数とＳｈｅｐｐ‐Ｌｏｇａｎフィルタとの積をとったフィルタのグラフを図１６に示す。この図１５、図１６から分かるように、シグモイド関数のパラメータが負の場合には、遮断する閾値の周波数まで低周波数成分を低減させ、そして徐々にフィルタ値が上昇し、閾値以降に急激にフィルタ値が上昇するようになる。このような特性では、この発明のフィルタとしては用いることができない。

これらのことからシグモイド関数のパラメータａは、正で且つ０より大きく無限大（∞）より小さい（０＜ａ＜∞）範囲で選択する必要がある。

次に、図１０ないし図１３に示すように、高周波数成分を緩やかに遮断するフィルタを適用して、ＣＴ投影画像から再構成画像を得る動作につき、図１７、図１８に示す。図１７は、周波数領域でフィルタ補正する場合の処理を示し、図１８は空間領域でフィルタ補正する場合の処理を示している。まず、図１７に従い、周波数領域でフィルタ補正する場合の処理動作につき説明する。

被検者の頭頸部（顎部）の位置が旋回アーム３の回転空間のほぼ中央部で固定される。この状態で、旋回アーム３が被検者の頭部の周りをＸＹ面に沿って回転する。

この回転の間に、Ｘ線照射部１１０からＸ線が曝射される。このＸ線は、撮影位置に位置する被検者の顎部（歯列部分）を透過してＸ線検出部１２０に入射する。Ｘ線検出部１２０は、前述したように、高速のフレームレート（例えば、３０ｆｐｓ）で入射Ｘ線を検出し、対応する電気量の２次元のデジタルデータ（例えば、５１２×５１２画素）をフレーム単位で順次出力する。このフレームデータ（投影画像データ）は、通信ラインを介して、Ｘ線ＣＴ画像表示装置２の表示装置本体２０のバス２１０からメモリ２０２に格納される（ステップＳ３１）。

メモリ２０２には、ＲＡＭＰフィルタまたはＳｈｅｐｐ‐Ｌｏｇａｎフィルタに基づくフィルタ関数、遮断周波数に変曲点を有する減少連続関数であるシグモイド関数、遮断の急激さを表すパラメータａ、遮断周波数を表すパラメータｂとが格納されている。ＣＰＵ２００は、事前に設定したパラメータａ、ｂに従って緩やかな遮断を与える関数を生成する（ステップＳ３２）。

続いて、ＣＰＵ２００は、生成した関数とフィルタ特性に対応した所定の関数との積をとり、高周波数成分を緩やかに遮断するフィルタ特性を決定し、そのフィルタがメモリ２０２に格納される（ステップＳ３３）。

ＣＰＵ２００は、メモリ２０２から投影画像データを読み出し、投影画像データをフーリエ変換し、投影画像データのスペクトルデータを作成する（ステップＳ３４）。そして、投影画像データのスペクトルデータと緩やかな遮断を与えるフィルタとの積を取り、高周波数成分の強調と平滑化を合わせたフィルタ処理を行う（ステップＳ３５）。続いて、フィルタが適用された投影画像データのスペクトルデータをフーリエ逆変換する（ステップＳ３６）。そして、フーリエ逆変換したスペクトルデータを逆投影することにより再構成画像データを得て、メモリ２０２に格納する（ステップＳ３７）。その再構成画像データをメモリ２０２から読み出し、診断用画像として表示装置２６に表示する（ステップＳ３８）。

次に、図１８に従い、空間領域でフィルタ補正する場合の処理動作につき説明する。

前述と同様に、旋回アーム３が被検者の頭頸部の周りをＸＹ面に沿って回転し、Ｘ線照射部１１０からＸ線が曝射される。このＸ線は、撮影位置に位置する被検者の顎部（歯列部分）を透過してＸ線検出部１２０に入射する。Ｘ線検出部１２０は、前述したように、非常に高速のフレームレート（例えば、３０ｆｐｓ）で入射Ｘ線を検出し、対応する電気量の２次元のデジタルデータ（例えば、５１２×５１２画素）をフレーム単位で順次出力する。このフレームデータ（投影画像データ）は、通信ラインを介して、Ｘ線ＣＴ画像表示装置２の表示装置本体２０のバス２１０からメモリ２０２に格納される（ステップＳ３１）。

メモリ２０２には、ＲＡＭＰフィルタまたはＳｈｅｐｐ‐Ｌｏｇａｎフィルタに基づくフィルタ関数、遮断周波数に変曲点を有する減少連続関数であるシグモイド関数、遮断の急激さを表すパラメータａ、遮断周波数を表すパラメータｂとが格納されている。ＣＰＵ２００は、事前に設定したパラメータａ、ｂに従って緩やかな遮断を与える関数を生成する（ステップＳ３２）。

続いて、ＣＰＵ２００は、生成した関数とフィルタの特性に対応した所定の関数との積をとり、高周波数成分を緩やかに遮断するフィルタ特性を決定し、そのフィルタがメモリ２０２に格納される（ステップＳ３３）。

ＣＰＵ２００は、遮断を与えるフィルタをフーリエ逆変換し、遮断を与える空間領域のフィルタを作成する（ステップＳ４１）。続いて、メモリ２０２から投影画像データを読み出し、投影画像データと遮断を与える空間領域のフィルタとの畳み込み積分を施す（ステップ４２）。

そして、畳み込み積分を施された投影画像データを逆投影することにより再構成画像データを得て、メモリ２０２に格納する（ステップＳ４３）。その再構成画像データをメモリ２０２から読み出し、診断用画像として表示装置２６に表示する（ステップＳ４４）。

次に、上記したこの発明による再構成画像データを得る方法において、式（５）におけるパラメータａ、ｂを変化させ得られる画像データを確認した結果につき説明する。

シミュレーションにより作成した画像と、実際にＸ線ＣＴ撮影装置本体１で撮影して得られた投影画像データをこの発明によるフィルタを用いて画像処理した再構成画像とにより、それぞれ画像の確認を行った。

図１９に示すように、Ｓｈｅｐｐ‐Ｌｏｇａｎフィルタとシグモイド関数の積によるフィルタのパラメータａ、ｂの組み合わせをそれぞれ変更してシミュレーションを行った。まず、図２０に示すＳｈｅｐｐ‐Ｌｏｇａｎの頭部ファントムモデルと呼ばれる人工的な画像に対して投影画像データを人工的に作成する。そして、ポアソンノイズを人工的に加える。その後、シグモイド関数のパラメータａ、ｂを変え各種フィルタを作成し、それぞれのフィルタを用いて再構成画像データを得、それを表示装置２６で表示して比較した。

パラメータａ、ｂの組み合わせは、図１９に示すもので行った。すなわち、鎖線で囲んだグループと一点鎖線で囲んだグループについて、再構成画像がそれぞれどのように変化するかを比較検討した。

パラメータａを変更する場合について、比較検討を行う。破線で囲んだグループ、すなわち、パラメータｂを５０に固定し、パラメータａを０．０１、０．１０、１．００と変化させた場合の再構成画像Ｉを図２１ないし図２３に示す。図２１は、パラメータａ＝０．０１、ｂ＝５０、図２２は、パラメータａ＝０．１０、ｂ＝５０、図２３は、パラメータａ＝１．００、ｂ＝５０のときのＳｈｅｐｐ‐Ｌｏｇａｎの頭部ファントムモデルの再構成画像Ｉを示す図である。

前述したように、パラメータａが大きいと周波数の遮断が急激になり、高周波数成分がより低減されるため、ぼやけた再構成画像Ｉとなることが分かる。このことからパラメータａが小さいと解像度は鮮明で、粒状性であるざらつき感が大きくなる。そして、パラメータａが大きくなるにつれて、解像度はぼやけて、粒状性であるざらつき感が小さくなる。

更に、周波数の遮断が急激であれば矩形関数との積に近づくため、パラメータａが大きいとｓｉｎｃ関数に基づいた縞模様のアーチファクトが発生することも分かる（図２３参照）。このパラメータａの変化による再構成画像Ｉの変化をまとめると下記の表１のようになる。

次に、パラメータｂを変更する場合について説明する。アーチファクトが発生せず、ざらつき感が抑えられているパラメータａに固定、すなわちａ＝０．１０に固定し、パラメータｂを種々変更させた。図１９の一点鎖線で囲んだグループである、パラメータｂを５０、１００、２００に変化させた。その場合の再構成画像Ｉを図２４ないし図２６に示す。図２４は、パラメータａ＝０．１０、ｂ＝５０、図２５は、パラメータａ＝０．１０、ｂ＝１００、図２６は、パラメータａ＝０．１０、ｂ＝２００のときのＳｈｅｐｐ‐Ｌｏｇａｎの頭部ファントムモデルの再構成画像Ｉを示す図である。

図２４ないし図２６から分かるように、パラメータｂが大きいとその分の高周波数成分まで遮断されないため、より鮮明な画像が得られる。また、パラメータｂを小さくして解像度をぼやかしてもアーチファクトが発生することはない。

このパラメータｂの変化による再構成画像Ｉの変化をまとめると下記の表２のようになる。

次に、実際にＸ線ＣＴ撮影装置本体１で撮影して得られた投影画像データをこの発明によるフィルタを用いて画像処理した再構成画像Ｉを比較検討した。人骨をプラスチックで包んで作成したランドファントムを実際にＸ線ＣＴ撮影装置本体１により撮影し、投影画像データを得る。その後、シグモイド関数のパラメータを変えて作った各種フィルタを適用して再構成画像Ｉを得て、比較検討した。

パラメータａ、ｂの組み合わせは、Ｓｈｅｐｐ‐Ｌｏｇａｎの頭部ファントムモデルと同様に、図１９に示すもので行った。すなわち、鎖線で囲んだグループと一点鎖線で囲んだグループについて、再構成画像がそれぞれどのように変化するかを比較検討した。

パラメータａを変更する場合について、比較検討を行う。破線で囲んだグループ、すなわち、パラメータｂを５０に固定し、パラメータａを０．０１、０．１０、１．００と変化させた場合のランドファントムの再構成画像Ｉを図２７ないし図２９に示す。図２７は、パラメータａ＝０．０１、ｂ＝５０、図２８は、パラメータａ＝０．１０、ｂ＝５０、図２９は、パラメータａ＝１．００、ｂ＝５０のときの再構成画像Ｉを示す図である。

前述したＳｈｅｐｐ‐Ｌｏｇａｎの頭部ファントムモデルと同様に、パラメータａが大きいと周波数の遮断が急激になり、高周波数成分がより低減されるため、ぼやけた再構成画像Ｉとなることが分かる。このことからパラメータａが小さいと解像度は鮮明で、粒状性であるざらつき感が大きくなる。そして、パラメータａが大きくなるにつれて、解像度はぼやけて、粒状性であるざらつき感が小さくなる。更に、周波数の遮断が急激であれば矩形関数との積に近づくため、パラメータａが大きいとｓｉｎｃ関数に基づいた縞模様のアーチファクトが発生することも分かる（図２９参照）。図３０に図２９の模式図を示す。図３０に示すように、歯の前方にアーチファクトＪが目立つようになる。

このように、実際にＸ線ＣＴ撮影装置本体１で撮影した場合もシミュレーションによるものと同様の結果が得られることが確認できた。

次に、パラメータｂを変更する場合について説明する。アーチファクトが発生せず、ざらつき感が抑えられているパラメータａに固定、すなわちａ＝０．１０に固定し、パラメータｂを種々変更させた。図１９の一点鎖線で囲んだグループである、パラメータｂを５０、１００、２００に変化させた。その場合の再構成画像Ｉを図３１ないし図３３に示す。図３１は、パラメータａ＝０．１０、ｂ＝５０、図３２は、パラメータａ＝０．１０、ｂ＝１００、図３３は、パラメータａ＝０．１０、ｂ＝２００のときのランドファントムの再構成画像Ｉの再構成画像Ｉを示す図である。

図３１ないし図３３から分かるように、パラメータｂが大きいとその分の高周波数成分まで遮断されないため、より鮮明な画像が得られる。また、パラメータｂを小さくして解像度をぼやかしてもアーチファクトが発生することはない。

このように、実際にＸ線ＣＴ撮影装置本体１で撮影した場合もシミュレーションによるものと同様の結果が得られることが確認できた。

パラメータｂを更に小さくして、解像度をぼかした場合にアーチファクトが発生しないか確認した。Ｓｈｅｐｐ‐Ｌｏｇａｎフィルタとシグモイド関数の積によるフィルタのパラメータａを０．１０、ｂを２５にした時のＳｈｅｐｐ‐Ｌｏｇａｎの頭部ファントムモデルのシミュレーションした画像と、Ｘ線ＣＴ撮影装置本体１で撮影して得られた投影画像データをこの発明の処理により再構成した画像を図３４、図３５に示す。図３４がシミュレーション画像、図３５が頭部ファントムの投影画像である。

図２３及び図２９に示すように、パラメータａを調節することでぼやけた画像を生成しようとするとアーチファクトが発生する。これに対して、図３４及び図３５に示すように、パラメータｂを２５にしてぼけた画像を生成した場合でもアーチファクトが発生しないことが確認できた。このように、パラメータｂの値を小さくしてぼやけた画像を生成する場合にはアーチファクトが発生しないことが分かる。

上記したように、パラメータａはアーチファクトの制御と再構成画像の鮮明さの両方に寄与する。しかし、パラメータｂは再構成画像の鮮明さのみに寄与する。このとき、パラメータｂは、遮断周波数そのものを意味しており、再構成画像の鮮明さを制御する際は、パラメータａよりも直感的に調整しやすいと言える。また、パラメータａは、少なくともアーチファクトが発生しない値に設定しなければならないという制約がある。

以上のことから、この発明を用いる際には、パラメータａはアーチファクトが発生しない任意の値に固定し、パラメータｂを変化させることで再構成画像の鮮明さを調節するシステムを構築することができる。

この発明は、高周波数成分を緩やかに遮断するフィルタを用いることで、別途平滑化処理を行わなくても平滑化と同様の効果が得られる。よって、処理を複雑化することなく、ユーザが好む画像を容易に得ることができる。

今回開示された実施の形態はすべての点で例示であって制限的なものではないと考えられるべきである。この発明の範囲は、上記した実施の形態の説明ではなくて特許請求の範囲によって示され、特許請求の範囲と均等の意味及び範囲内でのすべての変更が含まれることが意図される。

１ Ｘ線ＣＴ撮影装置本体
２ Ｘ線ＣＴ画像表示装置
３ 旋回アーム
１１０ Ｘ線照射部
１２０ Ｘ線検出部
２０ 画像表示装置本体
２００ ＣＰＵ
２１０ バス
２０２ メモリ
２２ 記憶手段
２５ 操作手段
２６ 表示装置

Claims (15)

1. 被検者にＸ線を照射するＸ線照射部と、
   入射するＸ線に応じたデジタル量の電気信号を一定のフレームレートで出力するＸ線検出部と、
   前記Ｘ線照射部と前記Ｘ線検出部の対を、被検者を挟んで互いに対向させた状態で被検者の周りを移動させる旋回手段と、
   前記旋回手段が前記Ｘ線照射部及び前記Ｘ線検出部を被検者の周りを移動させることに伴って前記検出部が出力する画像信号を投影画像データとして順次記憶する記憶手段と、
   前記記憶手段に記憶された投影画像データに基づいて画像再構成演算を得る画像処理手段と、を備え、
   前記画像処理手段は、所定のフィルタ関数と遮断周波数に変曲点を有する減少連続関数との積からなるフィルタを作成し、前記投影画像データを前記作成したフィルタで演算する処理を含むことを特徴とするＸ線ＣＴ撮影装置。
2. 前記減少連続関数は、シグモイド関数であることを特徴とする請求項１に記載のＸ線ＣＴ撮影装置。
3. 前記関数のパラメータの変更により、再構成画像を変更することを特徴とする請求項２に記載のＸ線ＣＴ撮影装置。
4. 前記フィルタは、ＲＡＭＰフィルタ又はＳｈｅｐｐ‐Ｌｏｇａｎフィルタであることを特徴とする請求項１ないし請求項３のいずれか１項に記載のＸ線ＣＴ撮影装置。
5. 前記シグモイド関数は、遮断の急激さを表すパラメータａと、遮断周波数を表すパラメータｂを有することを特徴とする請求項２ないし請求項４のいずれか１項に記載のＸ線ＣＴ撮影装置。
6. 前記パラメータａは、正で且つ０より大きく無限大（∞）より小さい範囲で選択することを特徴とする請求項５に記載のＸ線ＣＴ撮影装置。
7. 前記パラメータａをアーチファクトが発生しない任意の値に固定し、パラメータｂを変化させることを特徴とする請求項６に記載のＸ線ＣＴ撮影装置。
8. Ｘ線ＣＴ撮影装置で撮影されＸ線検出部から出力される投影画像データを順次記憶手段に記憶させ、前記記憶手段に格納された投影画像データを読み出し、前記投影画像データに基づいて画像再構成演算を行うＸ線ＣＴ撮影装置の画像処理方法であって、
   前記画像再構成演算は、所定のフィルタ関数と遮断周波数に変曲点を有する減少連続関数との積からなるフィルタを作成し、前記投影画像データを前記作成したフィルタで演算する処理を含むことを特徴とするＸ線ＣＴ撮影装置の画像処理方法。
9. 前記減少連続関数は、シグモイド関数であることを特徴とする請求項８に記載のＸ線ＣＴ撮影装置の画像処理方法。
10. 前記シグモイド関数は、遮断の急激さを表すパラメータａと、遮断周波数を表すパラメータｂを有することを特徴とする請求項９に記載のＸ線ＣＴ撮影装置の画像処理方法。
11. 前記パラメータａは、正で且つ０より大きく無限大（∞）より小さい範囲で選択することを特徴とする請求項１０に記載のＸ線ＣＴ撮影装置の画像処理方法。
12. 前記パラメータａをアーチファクトが発生しない任意の値に固定し、パラメータｂを変化させることを特徴とする請求項１１に記載のＸ線ＣＴ撮影装置の画像処理方法。
13. パラメータａ、ｂに従って関数を生成し、生成した関数と所定のフィルタ関数との積をとりフィルタ特性を設定することを特徴とする請求項１０ないし請求項１２のいずれか１項に記載のＸ線ＣＴ撮影装置の画像処理方法。
14. 投影画像データをフーリエ変換し、投影画像データのスペクトルデータと前記設定したフィルタ特性との積をとり、フィルタが適用された投影画像のスペクトルデータをフーリエ逆変換して再構成画像データを得ることを特徴とする請求項１３に記載のＸ線ＣＴ撮影装置の画像処理方法。
15. 前記設定したフィルタ特性をフーリエ逆変換して空間領域のフィルタを作成し、投影画像データと空間領域のフィルタとの畳み込み積分を施し再構成画像データを得ることを特徴とする請求項１３記載のＸ線ＣＴ撮影装置の画像処理方法。