JP2013138803A - 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、前記投影画像データを閾値が設けられたフィルタを用いて、閾値までの高周波数成分を強調し、その画像データを再構成演算する。
【選択図】 図９

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１１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１１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１１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１２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１３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１３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１３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１４に示す。図１４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１４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１５Ａ、図１５Ｂ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１５Ａ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１５Ｂ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１５Ａ、図１５Ｂ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

従来、ノイズによる画像のざらつき感を抑えるためには、画像データに平滑化処理を施しているため、平滑化の調整の手間がかかるとともに、平滑化処理プロセスが必要になるという難点がある。

また、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、ノイズによる画像のざらつき感を抑制した画像が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、前記投影画像データを閾値が設けられたフィルタを用いて、閾値までの高周波数成分を強調し、その画像データを再構成演算することを特徴とする。

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た投影画像データから再構成画像を得るＸ線ＣＴ撮影装置の画像処理方法であって、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を閾値が設けられたフィルタを用いて、閾値までの高周波数成分を強調し、その画像データを再構成演算し、再構成画像データを得ることを特徴とする。

前記フィルタは、所定のフィルタ関数と矩形関数との積をとることにより、閾値以上の高周波数成分が遮断される。また、前記矩形関数のパラメータの変更により遮断周波数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、高周波数成分の強調とノイズの抑制を行って、再構成画像データを得ることができる。

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および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。 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フィルタおよび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。 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および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および図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およ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および図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１５Ａ、図１５Ｂ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１３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。このＲＡＭＰフィルタとＳｈｅｐｐ‐Ｌｏｇａｎフィルタのグラフをそれぞれ図６および図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８に示す。図８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。

このように、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遮断するように拡張したフィルタを用いることで、平滑化の調整を別途行うことなくノイズのざらつきを抑制し、輪郭を強調した画像が得られる。また、平滑化処理を別途行わないので、処理ステップも簡略化できる。

次に、図６又は図７に示すように、高周波数成分を閾値が超えると遮断するフィルタを適用して、Ｘ線ＣＴ投影画像データから再構成画像データを得る動作につき、図９及び図１０に示す。図９は、周波数領域でフィルタ補正する場合の処理を示し、図１０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９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（ステップＳ３１）。

メモリ２０２には、矩形関数との積を取り、高周波数成分を遮断するよう構成したフィルタが格納され、遮断周波数を表すパラメータｂが格納されている。ＣＰＵ２００は、事前に設定したパラメータｂに従って矩形関数を生成する（ステップＳ３２）。

続いて、ＣＰＵ２００は、生成した矩形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、フィルタ特性を決定する（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閾値を超えると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して、フィルタ補正された投影画像データを得る（ステップＳ３６）。そして、フィルタ補正され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。その再構成画像データをメモリ２０２に格納する（ステップＳ３７）。そして、メモリ２０２から再構成画像データを読み出し、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１０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（ステップＳ３１）。

メモリ２０２には、矩形関数との積を取り、高周波数成分を遮断するよう構成したフィルタが格納され、遮断周波数を表すパラメータｂが格納されている。ＣＰＵ２００は、事前に設定したパラメータｂに従って矩形関数を生成する（ステップＳ３２）。

続いて、ＣＰＵ２００は、生成した矩形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、フィルタ特性を決定する（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、畳み込み積分が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）。

この発明は、所定の閾値を超えると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およ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 画像データ処理装置
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 (8)

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、前記投影画像データを閾値が設けられたフィルタを用いて、閾値までの高周波数成分を強調し、その画像データを再構成演算することを特徴とするＸ線ＣＴ撮影装置。
2. 前記フィルタは、所定のフィルタ関数と矩形関数との積をとることにより、閾値以上の高周波数成分が遮断され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. 前記矩形関数のパラメータの変更により遮断周波数を変更する、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. Ｘ線ＣＴ撮影装置で撮影された投影画像データから再構成画像データを得るＸ線ＣＴ撮影装置の画像処理方法であって、
   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を閾値が設けられたフィルタを用いて、閾値までの高周波数成分を強調し、その画像データを再構成演算し、再構成画像データを得ることを特徴とするＸ線ＣＴ撮影装置の画像処理方法。
6. 前記フィルタは、所定のフィルタ関数と矩形関数との積をとることにより、閾値以上の高周波数成分を遮断することを特徴とする請求項５に記載のＸ線ＣＴ撮影装置の画像処理方法。
7. 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データ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６に記載のＸ線ＣＴ撮影装置の画像処理方法。
8. 前記設定したフィルタ特性をフーリエ逆変換し空間領域のフィルタを生成し、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６に記載のＸ線ＣＴ撮影装置の画像処理方法。