JP2013233168A - 画像処理装置、ｘ線ｃｔ撮影装置および画像処理方法 - Google Patents

Abstract

【課題】ＣＴ画像において発生する金属アーチファクトを低減するために、ＣＴ撮影領域内の金属体位置を適切に特定する技術を提供する。
【解決手段】画像処理装置８０は、前記ＣＴ撮影領域の各位置毎に、異なる角度からＸ線を照射してＸ線検出器２１にて検出された複数のＸ線強度のうち最大のＸ線強度に基づいて、ＣＴ値を決定していくことにより、ＣＴ撮影領域に対応する第１ボリュームデータ１３Ｄを取得する（最大強度逆投影）。そして、画像処理装置８０は、第１ボリュームデータ１３Ｄを２値化して、金属体領域を非金属体領域から区別することにより、投影データ１１Ｄにおける、金属体に対応する金属体対応領域を特定する。
【選択図】図３

Description

この発明は、Ｘ線ＣＴ撮影において、ＣＴ撮影領域内に含まれる金属体の位置を抽出して、金属アーチファクトを低減する技術に関する。

従来、医療分野などにおいて、Ｘ線を用いて被写体に対してＸ線を照射して投影データを収集し、得られた投影データをコンピュータ上で再構成して、ＣＴ（Computed (Computerized) Tomography）画像を生成するＸ線ＣＴ撮影が行われている。

このようなＸ線ＣＴ撮影では、Ｘ線発生器とＸ線検出器との間に被写体が配置され、Ｘ線発生器とＸ線検出器とが被写体周りに旋回するとともに、Ｘ線発生器がコーン状のＸ線（Ｘ線コーンビーム）を被写体に照射する。そして、Ｘ線検出器によってＸ線の検出結果（投影データ）が収集され、収集されたＸ線の検出結果に基づいて、ＣＴ画像データ（ボリュームデータ）が再構成される。

ＣＴ撮影領域内に金属体が含まれる場合、Ｘ線が金属体をほとんど透過せず、正しい透過量を測定することは困難である。このため、金属体周辺にライン状のノイズ（金属アーチファクト）が多数発生してしまい、金属体以外のＣＴ画像（断層面画像）を正しく再現することが困難となる。そこで、この金属アーチファクトを除去する方法がいくつか提案されている（例えば特許文献１）。

特許文献１では、投影データから生成されたシノグラムについて、所定の閾値で２値化することにより、金属体の位置が特定される。

特開２０１０−０９９１１４号公報

しかしながら、上記特許文献１の場合、金属部分と非金属部分とを分離するための閾値を適切に設定することは、一般的に困難である。このため、金属の位置を高精度に特定することができず、金属アーチファクトを適切に除去することができない場合があった。

そこで、本発明は、ＣＴ画像において発生する金属アーチファクトを低減するために、ＣＴ撮影領域内の金属体位置を適切に特定する技術を提供することを目的とする。

上記の課題を解決するため、第１の態様は、金属体を含むＣＴ撮影領域に異なる角度からＸ線を照射して、取得された投影データを再構成することによって、前記ＣＴ撮影領域に対応するボリュームデータを取得する画像処理装置であって、前記ＣＴ撮影領域の各位置毎に、異なる角度から照射されたＸ線の強度をＸ線検出器で検出して得た複数のＸ線強度信号のうち、所定基準を超える強度のＸ線強度信号を用いてボクセル値を決定することにより、前記ＣＴ撮影領域に対応する第１ボリュームデータを取得する第１ボリュームデータ取得部と、前記第１ボリュームデータに基づいて金属体領域と非金属体領域とを区別することにより、前記投影データにおける、前記金属体に対応する金属体対応領域を特定する、金属体対応領域特定部と、前記投影データにおける、前記金属体対応領域について補間処理を実行することにより、補間投影データを取得する補間処理部と、前記補間投影データを再構成することによって、前記ＣＴ撮影領域に対応する第２ボリュームデータを取得する第２ボリュームデータ取得部とを備えている。

また、第２の態様は、第１の態様に係る画像処理装置において、前記第１ボリュームデータ取得部は、前記複数のＸ線強度のうちの最大となるＸ線強度信号に基づいて、前記ボクセル値を決定する。

また、第３の態様は、第１または第２の態様に係る画像処理装置において、前記補間処理部は、前記金属体対応領域の周囲におけるＸ線強度信号に基づいて、前記補間処理を実行する。

また、第４の態様は、第１から第３までの態様のいずれか１態様に係る画像処理装置において、前記金属体対応領域特定部は、前記第１ボリュームデータを所要の閾値に基づいて２値化することにより、前記金属体対応領域と前記非金属体対応領域とを区別する。

また、第５の態様は、第１から第４までの態様のいずれか１態様に係る画像処理装置において、前記投影データが再構成されることにより、前記ＣＴ撮影領域に対応するＣＴ値によって構成される通常ボリュームデータを取得する通常ボリュームデータ取得部と、前記第２ボリュームデータにおける、前記金属体領域の各位置のＣＴ値を、前記通常ボリュームにおける同位置のＣＴ値に置換することにより、合成ボリュームデータを取得する合成処理部、をさらに備える。

また、第６の態様は、第１から第５までの態様のいずれか１態様に係る画像処理装置において、前記投影データが、被写体内の部分領域のみにＸ線を照射する局所Ｘ線ＣＴ撮影により取得される。

また、第７の態様は、第１から第６までの態様のいずれか１態様に係る画像処理装置において、前記補間処理部は、前記投影データにおける、前記金属体対応領域を１または２画素拡大した拡大領域を、前記補間処理の対象領域とする。

また、第８の態様は、第１から第７までの態様のいずれか１態様に係る画像処理装置において、前記投影データが示す投影画像の各画素毎に、画素値を補正する補正処理を行うことで、前記投影データを補正する投影データ補正部、をさらに備え、前記補正処理は、前記投影画像における着目画素の画素値と、該着目画素周囲の画素の画素値とを比較して、最も大きいＸ線吸収度を示す画素値を該着目画素の画素値に置換する処理であり、前記第１ボリュームデータ取得部は、前記投影データ補正部によって補正された投影データに基づいて、前記第１ボリュームデータを取得する。

また、第９の態様は、第１から８までのいずれか画像処理装置を備えている、Ｘ線ＣＴ撮影装置。

また、第１０の態様は、金属体を含むＣＴ撮影領域に異なる角度からＸ線を照射して、取得された投影データを再構成することによって、前記ＣＴ撮影領域に対応するボリュームデータを取得する画像処理方法であって、(a)前記ＣＴ撮影領域の各位置毎に、異なる角度から照射されたＸ線の強度をＸ線検出器で検出して得た複数のＸ線強度信号のうち、所定の基準を超える強度のＸ線強度信号を用いてボクセル値を決定することにより、前記ＣＴ撮影領域に対応する第１ボリュームデータを取得する第１ボリュームデータ取得ステップと、(b)前記第１ボリュームデータに基づいて金属体領域と非金属体領域とを区別することにより、前記投影データにおける、前記金属体に対応する金属体対応領域を決定する、金属体対応領域決定ステップと、(c)前記投影データにおける、前記金属体対応領域について補間処理を実行することにより、補間投影データを取得する補間処理ステップと、(d)前記補間投影データを再構成することによって、前記ＣＴ撮影領域に対応する第２ボリュームデータを取得する第２ボリュームデータ取得ステップとを含んでいる。

第１から第１０の態様によると、金属体の周辺の金属体周辺部分に対して、異なる角度からＸ線を照射された場合、Ｘ線が金属体も通過することでＸ線強度が衰弱して検出される場合と、金属体を通過せずに比較的Ｘ線強度が強いまま検出される場合とが起こりうる。第１の態様では、この金属体周辺部分のボクセル値が、この比較的強いＸ線強度に基づいて決定された第１ボリュームデータが取得される。つまり、金属体周辺部分について、金属体を透過したＸ線の強度を排除した第１ボリュームデータを作成することができる。このため、金属体と金属体周辺部分とを高精度に分離することができる。したがって、金属アーチファクトを高精度に除去することができる。

また、第２の態様によると、最大のＸ線強度に基づいて、第１ボリュームデータのＣＴ値を決定していくことにより、金属体部分とその金属体周囲部分とを、より確実に分離することができる。

また、第３の態様によると、周囲の状況に合わせて、補間処理を実行することができる。

また、第４の態様によると、２値化することで、金属体対応領域と非金属体対応領域とを効率よく区別することができる。

また、第５の態様によると、金属体が除去されることで金属アーチファクトが低減されている第２ボリュームデータ上に、金属体のＣＴ値を埋め込まれた合成ボリュームデータを生成することができる。この合成ボリュームデータによると、金属アーチファクトが低減され、かつ、金属体が正確な位置に写り込んでいるＣＴ画像を取得することができる。

また、第６の態様によると、被写体内の領域をＸ線ＣＴ撮影領域とすることで、空気中のみを透過するＸ線が散乱してＣＴ画像の画質が低下することを抑制することができる。

また、第７の態様によると、金属体周辺の金属体により発生したノイズの影響を受けずに、金属領域を補間することができる。

また、第８の態様によると、投影データが表す投影画像内の高Ｘ線吸収領域が拡大されるため、Ｘ線ＣＴ撮影中に、被写体が動くなどして金属体の位置がぶれたとしても、得られた投影データから的確に金属体の位置を抽出することができる。

第１実施形態に係るＸ線ＣＴ撮影装置の概略斜視図である。 図１に示されるＸ線ＣＴ撮影装置の概略構成を示すブロック図である。 図１に示される画像処理装置が備える機能ブロックを、データの流れと共に示す図である。 金属アーチファクト除去の流れ図である。 通常ボリュームデータから生成されるＣＴ画像の表示例を示す図である。 通常ボリュームデータを所要の閾値で２値化したボリュームデータから生成された２値化ＣＴ画像を示す図である。 最大輝度逆投影を説明するための説明図である。 旋回角度が４５度、９０度および１３５度のときに、図７に示される特定点に照射されるＸ線（矢印）を模式的に示す平面図である。 最大強度逆投影により取得された第１ボリュームデータから生成されたＣＴ画像の例を示す図である。 第１ボリュームデータを所要の閾値で２値化した２値化ボリュームデータから生成された２値化ＣＴ画像を示す図である。 補間処理部が実行する補間処理を説明するための説明図である。 通常投影データが表す投影画像、および、該投影画像が補間処理された後の補間投影画像の一例を示す図である。 第２実施形態に係る演算部を示すブロック図である。 投影データ補正部が実行する補正処理を説明するための説明図である。 補正後の補正投影データが表す補正投影画像の一例を示す図である。

以下、添付の図面を参照しながら、本発明の実施形態について説明する。なお、図面においては、理解容易のため、必要に応じて各部の寸法や数が誇張または簡略化して図示されている場合がある。

＜１． 第１実施形態＞
図１は、第１実施形態に係るＸ線ＣＴ撮影装置１の概略斜視図である。図２は、図１に示されるＸ線ＣＴ撮影装置１の概略構成を示すブロック図である。図３は、図１に示される画像処理装置８０が備える機能ブロックを、データの流れと共に示す図である。また、図４は、金属アーチファクト除去の流れ図である。

図１に示されるＸ線ＣＴ撮影装置１は、関心領域についてＣＴ撮影領域を設定するともに、表示手段としての機能を兼ね備え、操作者の操作を受け付ける操作手段である操作表示部６１と、該操作表示部６１によって設定されたＣＴ撮影領域に対してＸ線ＣＴ撮影を実行して、投影データを収集する本体部２と、本体部２において収集された投影データを処理して、各種画像を生成する情報処理装置８とに大別される。Ｘ線撮影の場において、本体部２は、好ましくは中空の縦長直方体状の防Ｘ線室７０に収容されている。

本体部２の本体制御部６０、および、情報処理装置８の制御部、演算部８０１は、Ｘ線ＣＴ撮影を含むＸ線撮影のプログラムに従ってＸ線撮影を実行する。

本体部２と、防Ｘ線室７０の壁面に装着された操作表示部６１と、防Ｘ線室７０の外部に配置された情報処理装置８とは、接続ケーブル８３によって相互に接続されている。

本体部２は、被写体Ｍ１に向けてＸ線の束で構成されるＸ線コーンビームＢＸなどのＸ線ビームを内部に備えたＸ線発生器１０ａから出射するＸ線発生部１０と、Ｘ線発生部１０で出射されたあと、被写体Ｍ１を透過したＸ線ビームを内部に備えたＸ線検出器２１で検出するＸ線検出部２０とを備えている。また本体部２は、Ｘ線発生部１０とＸ線検出部２０とをそれぞれ支持する支持体である旋回アーム３０と、鉛直方向に延びる支柱５０と、旋回アーム３０を吊り下げるとともに、支柱５０に対して鉛直方向に昇降移動可能な昇降部４０と、本体制御部６０とをさらに備えている。Ｘ線発生部１０、Ｘ線検出部２０及びＸ線発生部１０のＸ線検出部２０側に配置されているビーム成形機構により撮像機構が構成されている。

なお、Ｘ線検出器２１としては、例えばＭＯＳセンサ、ＣＣＤセンサ、ＴＦＴが挙げられるが、ＣＭＯＳセンサ等のフラットパネルディテクタ（ＦＰＤ）やＸ線蛍光増倍管（ＸＩＩ）、その他の固体撮像素子等、様々なものを採用することができる。

Ｘ線発生部１０及びＸ線検出部２０は、旋回アーム３０の旋回部３０ｃの両端部にそれぞれ吊り下げ固定されており、互いに対向するように支持されている。旋回アーム３０は、鉛直方向に延びる旋回軸３１を介して、昇降部４０に吊り下げ固定されている。

旋回アーム３０は、正面視略逆Ｕ字状であり、上端部に備えた旋回軸３１を旋回中心として旋回する。なお、本実施形態において、旋回中心は上部フレーム４１に対して固定された位置とされている。また、旋回アーム３０両端のそれぞれに、Ｘ線発生部１０とＸ線検出部２０とが取り付けられている。

なお、本実施形態に係る旋回アーム３０は、Ｕ字状に形成されているが、その他の形状とされてもよい。例えば、円柱状部材の外周部に、ボール軸受けなどを介して回転可能に嵌め込まれた環状部材を旋回アームとすることも考えられる。この場合、該環状部材にＸ線発生部１０とＸ線検出部２０とが対向するように取り付けられる。

以下においては、旋回軸３１の軸方向と平行な方向（ここでは、鉛直方向、すなわち縦方向）を「Ｚ軸方向」とし、このＺ軸に交差する方向を「Ｘ軸方向」とし、さらにＸ軸方向及びＺ軸方向に交差する方向を「Ｙ軸方向」とする。なお、Ｘ軸及びＹ軸方向は任意に定め得るが、ここでは、被写体Ｍ１である被検者がＸ線ＣＴ撮影装置１において位置決めされて支柱５０に正対したときの、被検者の左右の方向をＸ軸方向とし、被検者の前後の方向をＹ軸方向と定義する。Ｘ軸方向、Ｙ軸方向およびＺ軸方向は、本実施形態では互いに直交するものとする。また、以下において、Ｚ戦方向を鉛直方向、Ｘ軸方向とＹ軸方向の２次元方向で規定される平面上の方向を水平方向と呼ぶこともある。

これに対して、旋回する旋回アーム３０上の三次元座標については、Ｘ線発生部１０とＸ線検出部２０とが対向する方向を「ｙ軸方向」とし、ｙ軸方向に直交する水平方向を「ｘ軸方向」とし、これらｘ軸およびｙ軸方向に直交する鉛直方向を「ｚ軸方向」とする。本実施形態および以降の各実施形態では、ｚ軸方向とＺ軸方向は平行となっている。また、本実施形態に係る旋回アーム３０は、鉛直方向に延びる旋回軸３１を回転軸として旋回する。したがって、ｘｙｚ直交座標系は、ＸＹＺ直交座標系に対してＺ軸（＝ｚ軸）周りに回転することとなる。

また、図１に示されるＸ線発生部１０、Ｘ線検出部２０を上から平面視したときにＸ線発生部１０からＸ線検出部２０へ向かう方向を（＋ｙ）方向とし、この（＋ｙ）方向に直交する水平な右手方向（図１において、旋回アーム３０の向きにおいて、被写体Ｍ１の正面側）を（＋ｘ）方向とし、鉛直方向上向きを（＋ｚ）方向とする。

昇降部４０は、上部フレーム４１（支持体保持部）と下部フレーム４２とで構成されており、鉛直方向に沿って立設された支柱５０に係合している。機能する上部フレーム４１には、旋回軸３１が取り付けられている。昇降部４０が支柱５０に沿って鉛直方向に移動することによって、旋回アーム３０が上下に移動する。

旋回アーム３０を旋回させる構造としては、上部フレーム４１に対しては旋回不能に固定された旋回軸３１に対して旋回アームの旋回部３０ｃを旋回可能に設け、旋回アーム３０を旋回軸３１に対して旋回駆動するようにしてもよいし、上部フレーム４１に対して旋回可能に設けた旋回軸３１に旋回アーム３０の旋回部３０ｃを旋回不能に固定し、旋回軸３１を旋回駆動することで旋回アーム３０を旋回するようにしてもよい。

図１に示される例では前者が採用されている。この場合、旋回用モータ（支持体旋回駆動部）を旋回アーム３０内部に固定し、不図示のベルトやプーリなどの伝達機構により、旋回用モータの回転力を、旋回アーム３０の回転に作用させればよい。

また、上部フレーム４１に、旋回軸３１を中心として、旋回アーム３０を旋回させる旋回用モータを設け、不図示のベルトやプーリ、回転軸などからなり、旋回軸３１中を通る伝達機構により、不図示の旋回用モータによる回転力が旋回アーム３０に伝達されることで、旋回アーム３０が旋回するようにしてもよい。

無論、後者のように、上部フレーム４１に対して旋回可能に設けた旋回軸３１に旋回アーム３０の旋回部３０ｃを旋回不能に固定し、旋回軸３１を旋回駆動することで旋回アーム３０を旋回する構造を採用してもよい。この場合、旋回用モータが上部フレーム４１内部に固定され、不図示のローラなどの伝達機構により、旋回用モータの回転力を旋回軸３１の回転に作用させればよい。

なお、本実施形態では、旋回軸３１は、鉛直方向に沿って延びるように構成されているが、鉛直方向に対して任意の角度で傾けて配置されることも考えられる。

また、旋回軸３１と旋回アーム３０の間には、不図示のベアリングが介在している。このため、旋回アーム３０は、旋回軸３１に対してスムーズに回転することができる。なお、旋回軸３１、ベアリング、ベルトやプーリ、回転軸などからなる伝達機構および旋回用モータは、旋回アーム３０を旋回させる旋回機構の一例である。本実施形態では、定位置に回転しないように固定された旋回軸３１に対して旋回アーム３０が旋回する。しかしながら、前述のとおり、旋回アーム３０に固定された旋回軸３１を上部フレーム４１に対して回転させることで、旋回アーム３０を旋回させることも考えられる。この場合、上部フレーム４１側に、旋回軸３１を回転可能に支持するベアリングが形成される。

下部フレーム４２には、被写体Ｍ１（ここでは、人体の頭部）を左右の両側から固定するイヤロッドや、顎を固定するチンレストなどを含む、被写体保持部４２１が設けられている。

旋回アーム３０は、被写体Ｍ１の身長に合わせて昇降部４０が昇降することにより、適当な位置に配置される。そして、その状態で被写体Ｍ１が被写体保持部４２１に固定される。なお、被写体保持部４２１は、図１に示される例では、被写体Ｍ１の体軸が旋回軸３１の軸方向とほぼ同じ方向となるように被写体Ｍ１を保持する。

本体制御部６０は、本体部２の各構成の動作を制御する制御部であり、例えば、Ｘ線規制制御部および駆動制御部として機能する。本体制御部６０は、図１に示されるように、Ｘ線検出部２０の内部に配置されている。

また、本体制御部６０の外側、すなわちＸ線検出部２０の＋Ｙ側の面には、各種命令を入カするためのボタン類、または、各種情報を表示するタッチパネルで構成された操作表示部６２が取り付けられている。

本体部２を収容する防Ｘ線室７０の外側には、本体制御部６０に接続されており、各種命令を入力操作するためのボタンなどや各種情報を表示するタッチパネルで構成された操作表示部６１が取り付けられている。

なお、操作者（術者）は操作表示部６２を介して本体部２を操作するようにしてもよいし、操作表示部６１を介して本体部２を操作するようにしてもよい。操作表示部６２と操作表示部６１とで操作内容や表示内容が、異なっていてもよいし、あるいは、操作表示部６２と操作表示部６１とで、操作内容や表示内容の一部あるいは全部が、共通するようにしてもよい。

また、防Ｘ線室７０が省略されるなどの場合は、操作表示部６１が省絡されてもよい。また、操作表示部６２と操作表示部６１のどちらか一方を省略することもできる。以下においては、操作表示部６１による表示や操作について説明するが、操作表示部６２による表示や操作に置き換えてもよい。

操作表示部６１は、生体器官などの撮影領域の位置などを指定することなどにも用いられる。また、Ｘ線撮影には各種のモードがあるが、操作表示部６１の操作によって、モードの選択ができるようにしてもよい。

図３に示されるように、画像処理装置８０が備えるＣＰＵが所定のプログラムにしたがって動作することにより、演算部８０１は、通常ボリュームデータ取得部１１Ｐ、第１ボリュームデータ取得部１２Ｐ、金属体対応領域特定部２１Ｐ、補間処理部３１Ｐ、第２ボリュームデータ取得部３２Ｐ、合成処理部４１Ｐとして機能する。

Ｘ線検出器２１の各検出素子が検出する信号は、被写体を透過したＸ線の強度を示す信号である。このＸ線の強度を示す信号が、例えば画像の濃度または輝度の信号に変換されることにより、図３に示される投影データ１１Ｄが生成され、記憶部８０２に保存される（図４：ステップＳ１００）。つまり、投影データ１１Ｄは、旋回アーム３０が旋回することで、ＣＴ撮影領域ＣＡに対して様々な角度からＸ線を照射することによって得られた複数の投影画像を表すデータの集合である。

投影データ１１Ｄは必ずしも後述のステップＳ１０１以降の処理と同時期に取得する必要はなく、過去にＣＴ撮影して得られたデータが呼び出されるようにしてもよい。また、Ｘ線ＣＴ撮影装置１ではない別のＸ線ＣＴ撮影装置で得られたデータを通信手段または記憶媒体を介して取得されてもよい。

Ｘ線の強度を示す信号は、画像の濃度または輝度の信号とは限らない。例えば、Ｘ線の強度を光電変換せず、Ｘ線を直接強度の数値の信号に変換するＸ線検出素子をＸ線検出器に用いることもできる。Ｘ線の強度は、電荷、電圧など電気的信号に変換される。

また、画像の濃度または輝度を検出する場合にしても、ネガポジ変換の有無によって最小の濃度または輝度がＸ線の最大強度を示すことになる場合も、最大の濃度または輝度がＸ線の最大強度を示すことになる場合もありうる。

通常ボリュームデータ取得部１１Ｐは、この投影データ１１Ｄを再構成（逆投影）することで、通常ボリュームデータ１２Ｄを取得する（図４：ステップＳ１０１）。この再構成の演算処理については、特に限定されるものではないが、例えば、ＦＢＰ（Filtered Back Projection）法を適用することができる。生成された通常ボリュームデータ１２Ｄは、ＣＴ撮影領域に対応する３次元ボリュームデータであり、Ｘ線吸収度に応じたボクセル値を有するボクセルで構成される。通常ボリュームデータ１２Ｄは、例えばボクセル値としてＣＴ値によって構成される。

第１ボリュームデータ取得部１２Ｐは、投影データ１１Ｄに基づいて、最大強度逆投影（ＭＩＢＰ：Maximum Intensity Back Projection）を行うことにより、第１ボリュームデータ１３Ｄを取得する（図４：ステップＳ１０２）。

ここで、最大輝度逆投影とは、ＣＴ撮影領域ＣＡ各位置毎に、異なる角度からＸ線を照射して検出器にて検出された複数のＸ線強度のうち、最大のＸ線強度に基づいて、ボクセル値を決定することにより、ボリュームデータ（第１ボリュームデータ１３Ｄ）を生成する処理をいう。なお、この最大輝度逆投影については、具体的に後述する。

以下、ボクセル値、ピクセル値は共に画素値であるが、３次元画素についてはボクセル値を用い、２次元画素についてはピクセル値を用いる場合がある。各ピクセル、ボクセルについて、演算に用いる画素信号はＸ線強度の電気的信号であるが、表示部に表示する画像は濃度、輝度の変化で示されるので、表示などの出力においては濃度、輝度の信号により表される。ボクセル値、ピクセル値は表示される画像の濃度、輝度を定めるための電気的信号の値と考えることができる。

金属体対応領域特定部２１Ｐは、第１ボリュームデータ１３Ｄが表すＣＴ撮影領域における、金属体に対応する金属体対応領域を投影データ１１Ｄ上で特定する（図４：ステップＳ１０３）。本実施形態では、金属体対応領域特定部２１Ｐが所要の閾値に基づいて第１ボリュームデータ１３Ｄを２値化することにより、２値化ボリュームデータが生成される。これにより、３次元空間を表現するボリュームデータ上において、金属体に対応する金属体対応領域と、非金属体に対応する非金属体対応領域とが相互に分離され、区別される。

この金属体対応領域のデータを用いて、投影データ１１Ｄにおいて、金属体に対応する金属体対応領域の位置が特定される。なお、必ずしも２値化されたボリュームデータそのものを作成する必要はない。２値化されていない第１ボリュームデータ１３Ｄのボクセルをスキャンして、金属部分の位置を表すデータが作成されてもよい。

この２値化ボリュームデータの生成のために用いられる閾値は、自動で決定されるようにしてもよいし、操作者が指定するようにしてもよい。なお、最大輝度逆投影を行って第１ボリュームデータ１３Ｄが取得された場合、該第１ボリュームデータ１３Ｄにおけるボクセル値の出現度数のピークが、金属体などのボクセル値が比較的高い方と、生体組織（骨、歯牙、皮膚、筋肉など）のボクセル値が比較的低い方と現れやすくなる（二峰性）。したがって、これらの２つのピークを検出することで、それらピーク間の出現度数の谷部分に相当するボクセル値を閾値とすることで、金属体対応領域をそれ以外の領域から良好に区別することができる。

また、操作者が上記閾値を指定できるように構成される場合は、暫定的に入力された閾値で２値化した画像が、表示部８１などにプレビュー表示されるようにしてもよい。これにより、操作者が最適な閾値を設定しやすくなる。

また、金属体対応領域特定部２１Ｐは、２値化ボリュームデータに対して、コンピュータ上で投影処理を行うことにより、投影データ１１Ｄが表現する複数の投影画像のそれぞれに対応した２値化投影画像を生成する。この２値化投影画像では、金属体に対応する領域（金属体対応領域）と、それ以外の領域とが異なる画素値を有している。したがって、投影データ１１Ｄが表す各投影画像上における金属体対応領域の位置情報は、２値化投影画像が参照されることで取得される。なお、２値化ボリュームデータおよび２値化投影画を表す２値化投影データは、領域特定データ２１Ｄとして記憶部８０２に保存される。

補間処理部３１Ｐは、投影データ１１Ｄにおける、金属体対応領域について、補間処理を実行することにより、補間投影データ３１Ｄを取得する（図４：ステップＳ１０４）。具体的には、投影データにおける、金属体対応領域周囲に存在する画素のＸ線吸収度を表す画素値に基づいて、金属対応領域の画素値が補間される。補間処理としては、演算が容易な線形補間が好適である。しかしながら、多項式補間、ウェーブレット補間など、その他の補間処理技術またはこれに類似する補間処理技術が採用されてもよい。

第２ボリュームデータ取得部３２Ｐは、補間投影データ３１Ｄを再構成することにより、第２ボリュームデータ３２Ｄを取得する（図４：ステップＳ１０５）。これにより、金属体部分が適当な輝度で補間された補間ボリュームデータが生成される。また、補間投影データ３１Ｄは、金属体が補間処理により除去されている。このため、第２ボリュームデータ３２Ｄは、金属体に由来する金属アーチファクトが低減されたボリュームデータとなっている。

合成処理部４１Ｐは、第２ボリュームデータ３２Ｄにおける、金属体対応領域の各位置のＣＴ値を、前記通常ボリュームにおける同位置のＣＴ値に置換することにより、合成ボリュームデータ４１Ｄを取得する（図４：ステップＳ１０６）。これにより、金属体のＣＴ値に関する情報が、合成ボリュームデータ４１Ｄに埋め込まれることとなる。

上述の例では、ステップ１０６において、第２ボリュームデータ３２Ｄにおける、金属体対応領域の各位置のボクセル値(ＣＴ値)を、前記通常ボリュームにおける同位置のボクセル値(ＣＴ値)に置換したが、通常ボリュームにおける同位置のボクセル値(ＣＴ値)の代わりに予め得ている金属のボクセル値(ＣＴ値)で置換してもよい。

ステップ１０１を省略して、ステップ１００からステップ１０２に進むことも可能である。この場合に、上述の通常ボリュームにおける同位置のボクセル値(ＣＴ値)の代わりに予め得ている金属のボクセル値(ＣＴ値)で置換する処理を採用することができる。

操作者が操作部８２を介して断層面位置を指定すると、画像処理装置８０は、合成ボリュームデータ４１Ｄに基づいて、指定された位置におけるＣＴ画像（断層面画像）を表示部８１に表示する（図４：ステップＳ１０７）。合成ボリュームデータ４１Ｄは、金属体が除去されることで金属アーチファクトが低減された第２ボリュームデータ上に、金属体のＣＴ値を埋め込まれたボリュームデータである。このため、この合成ボリュームデータ４１Ｄが用いられることにより、金属アーチファクトが低減され、かつ、金属体が正確な位置に写り込んでいるＣＴ画像を取得することができる。

以上が、金属アーチファクト除去処理の流れについての説明である。次に、金属アーチファクト除去処理の具体的な適用例について説明する。

図５は、通常ボリュームデータ１２Ｄから生成されるＣＴ画像の表示例を示す図である。図５においては、Ｘ軸上からＣＴ撮影領域ＣＡを見たときのＣＴ画像１２ｉｘ、Ｙ軸上からＣＴ撮影領域ＣＡを見たときのＣＴ画像１２ｉｙ、Ｚ軸方向から見たＣＴ撮影領域ＣＡのＣＴ画像１２ｉｚ、および円柱状のＣＴ撮影領域ＣＡを表すボリューム画像１２ｉｖの画像がそれぞれ図示されている。

また、図５に示されるように、ＣＴ画像１２ｉｘにはＹカーソルＣｙおよびＺカーソルＣｚ、ＣＴ画像１２ｉｙにはＸカーソルＣｘおよびＺカーソルＣｚ、ＣＴ画像１２ｉｚにはＸカーソルＣｘおよびＹカーソルＣｙが表示されている。

ＣＴ画像１２ｉｘに表示されているＹカーソルＣｙおよびＺカーソルＣｚは、それぞれ、ＣＴ撮影領域ＣＡ内の関心位置Ｐ１を通るＹ軸断層面ＤｙおよびＺ軸断層面Ｄｚの位置を示している。また、ＣＴ画像１２ｉｙに表示されているＸカーソルＣｘおよびＺカーソルＣｚは、それぞれ関心位置Ｐ１を通るＸ軸断層面Ｄｘの位置およびＺ軸断層面Ｄｚの位置を示している。さらに、ＣＴ画像１２ｉｚに表示されているＸカーソルＣｘおよびＺカーソルＣｚは、それぞれ関心位置Ｐ１を通るＸ軸断層面Ｄｘの位置およびＹ軸断層面Ｄｙの位置を示している。ＣＴ画像１２ｉｘ、１２ｉｙ、１２ｉｚのそれぞれに、その他の断層面の位置が表示されることにより、操作者は、ＣＴ画像１２ｉｘ、１２ｉｙ、１２ｉｚの相対的な位置関係を容易に把握できる。

ＣＴ画像１２ｉｘ、１２ｉｙ、１２ｚから判るように、歯牙表面には取り付けられた金属製のクラウンが、比較的明るい輝度で検出されている。さらに、このクラウンの周囲には、金属アーチファクト（スジ上のノイズ）が発生している。この金属アーチファクトを低減させるため、画像処理装置８０は図４に示される一連の処理を実行する。

図６は、通常ボリュームデータ１２Ｄを所要の閾値で２値化したボリュームデータから生成された２値化ＣＴ画像を示す図である。なお、２値化ＣＴ画像１２１ｉｘ、１２１ｉｙ、１２１ｉｚの断層面位置は、それぞれ図５に示されるＣＴ画像１２ｉｘ、１２ｉｚ、１２ｉｚの断層面位置と一致している。図６に示されるように、通常の２値化処理では、特に金属体の周辺において、金属体対応領域と非金属体対応領域とを区別することが困難となっている。このため、本来金属体でない部分についても、金属体であると誤判定される場合が考えられる。また、比較的大きな金属体では、金属が中空になったように判定される場合が考えられる。

図７は、最大輝度逆投影を説明するための説明図である。図７に示されるように、今、円柱状のＣＴ撮影領域ＣＡを想定する。Ｘ線ＣＴ撮影では、図７に示されるように、図示を略する旋回アーム３０が旋回軸３１周りに旋回することにより、Ｘ線発生器１０ａからＸ線検出器２１に向けて、ＣＴ撮影領域ＣＡに対して、異なる角度からＸ線（Ｘ線コーンビームＢＸ）を照射される。図７に示される例では、ＣＴ撮影領域ＣＡに対して、Ｘ線コーンビームＢＸが平面視右側から照射されるように、旋回アーム３０が旋回を開始している。また、旋回アーム３０は、平面視右周りに回転している。

ここで、図７に示されるように、ＣＴ撮影領域ＣＡ内のある特定点２１ｖに着目する。特定点２１ｖを透過したＸ線の、Ｘ線検出器２１における投影位置２１ｐは、図７に示されるように、旋回角度に応じて変化する。通常の逆投影（再構成）処理では、基本的に、各投影画像における、投影位置２１ｐに対応した画素の持つＸ線強度（もしくはＸ線吸収度）を示す画素値が収集される。そして、収集された画素値の平均値をフィルターにかけた値の平均値が、ＣＴ撮影領域ＣＡを表すボリュームデータ（例えば、通常ボリュームデータ１２Ｄ）上の特定点２１ｖのボクセル値（ＣＴ値）とされる。

これに対して、最大強度逆投影では、各投影画像における、投影位置２１ｐの持つＸ線強度のうち、Ｘ線強度が最も強い（換言すると、Ｘ吸収度度が最も低い）ことを示す画素値が、特定点２１ｖのボクセル値として採用される。この具体例について、図８を用いて説明する。

図８は、旋回角度が４５度、９０度および１３５度のときに、図７に示される特定点２１ｖに照射されるＸ線（矢印）を模式的に示す平面図である。なお、図８に示されるように、特定点２１ｖは、金属体２１ｍの＋Ｙ側に近接して存在する非金属体領域とする。また、各Ｘ線を示す矢印の先には、Ｘ線検出器２１の投影位置２１ｐにおいて検出されるＸ線強度から算出されたピクセル値が示されている。具体的には、旋回角度４５度のときピクセル値が６００であり、旋回角度９０度のときピクセル値が１００であり、旋回角度が１３５度のときピクセル値が５００となっている。

図８に示されるように、旋回角度４５度、９０度、１３５度のうち、Ｘ線検出器２１にて検出されるＸ線強度が最も高くなる（つまり、Ｘ線吸収度が最も低くなる）ときの旋回角度は、ピクセル値が６００となる旋回角度４５度のときである。このため、最大強度逆投影の例として、最大の強度のボクセル値６００を用いて、ＣＴ撮影領域ＣＡを表すボリュームデータ（第１ボリュームデータ１３Ｄ）の特定点２１ｖにおけるボクセル値を仮に６００とする。

実際のＣＴ撮影においては、旋回アーム３０は、例えば１８０度、１８０度にＸ線コーンビームＢＸの水平方向の広がり角を加えた角度、または３６０度のいずれかの旋回をするが、上記の最大のＸ線強度(透過Ｘ線の強度)は、その旋回の間、逐次検出される。

第１ボリュームデータ１３Ｄのボクセル値を決定するのに、所定の範囲を設定してもよい。例えば、上述の特定点２１ｖについて、Ｘ線検出器２１において検出されるピクセル値が最大６００であったとして、６００から１０％減じた値である５４０から６００の範囲にピクセル値を設定し、その間の範囲のピクセル値を基に、第１ボリュームデータ１３Ｄのボクセル値を決定するようにしてもよい。この場合、ピクセル値５４０が基準値となり、この基準値を超える強度のＸ線強度信号が第１ボリュームデータ１３Ｄのボクセル値を決定するのに用いられる。上述の所定の範囲を設定する際には、Ｘ線透過率がゼロである範囲にかからないようにし、Ｘ線の経路上に金属体がある場合と無い場合とが区別できる範囲に設定される。

好適には、Ｘ線検出器２１において検出されるピクセル値のうち、最大の強度のＸ線強度信号を用いて第１ボリュームデータ１３Ｄのボクセル値が決定される。

ここで、第１ボリュームデータ１３Ｄのボクセル値を決定するのに、例えばＸ線検出器２１において検出されるピクセル値のうち、一部分のみ不連続に突出した値についてはノイズとみなして破棄または無視する処理など、前処理を介在させてもよい。また、Ｘ線検出器２１において検出されるピクセル値に係数を乗ずる、または、加減値を与えるなど、演算の加工を加えてもよい。

このように、最大の強度のＸ線強度信号を用いてボクセル値を決定するとは、必ずしも単純な最大の検出信号をそのまま第１ボリュームデータ１３Ｄのボクセル値とすることを意味するとは限らない。ただし、続く２値化などの処理により金属体対応領域を非金属体対応領域から明瞭に区別することが可能なボクセル値が演算の結果、決定されることを要する。

上述のように、通常の再構成処理では、投影位置２１ｐに対応する画素の持つ画素値の平均値をフィルターにかけた値の平均値に基づいて、特定点２１ｖのボクセル値（ＣＴ値）が算出される。このため、特定点２１ｖが金属体２１ｍの近くに存在する場合、ボクセル値（ＣＴ値）が特定点２１ｖの本来の値よりも高く算出されることとなる。あるいは、本来の値より低く算出される場合もある。したがって、特定点２１ｖのボクセル値（ＣＴ値）が金属体の強度に近づくことがあり、２値化したときに金属体対応領域と誤判定される虞がある（図７参照）。これに対して、最大強度逆投影では、Ｘ線吸収値が最も低くなるときのボクセル値を採用することで、金属体を透過したＸ線のＸ線強度を除いて、ボクセル値を決定することができる。したがって、２値化したときに、特定点２１ｖが金属体対応領域と誤判定されることを防止することができる。

また、図８に示されるように、金属体２１ｍと特定点２１ｖとが極めて接近していたとしても、Ｘ線が金属体２１ｍを透過せずに特定点２１ｖを透過することが少なくとも１回あれば、そのときに検出されるＸ線強度に基づき、特定点２１ｖのボクセル値が決定されることとなる。これに対して、金属体２１ｍについては、どの角度からＸ線を照射しても、検出されるＸ線強度が低くなる。このため、最大強度逆投影により、金属体２１ｍとそれ以外の領域との間で、ボクセル値に差をつけることができる。したがって、第１ボリュームデータ１３Ｄにおける、ボクセル値の出現度数を表すヒストグラムを作成したとき、金属体側に対応するボクセル値と、非金属体側に対応するボクセル値とで、出現度数のピークが現れやすくなる。つまり、ボクセル値のヒストグラムが、二峰性を示しやすくなる。二峰性のヒストグラムを示す場合、この二峰のヒストグラムの谷底部分（つまり、出現度数が最も少ないボクセル値）に閾値を設定することで、金属体対応領域と非金属体対応領域とを正確に区別することができる。

図９は、最大強度逆投影により取得された第１ボリュームデータ１３Ｄから生成されたＣＴ画像の例を示す図である。なお、図９に示されるＣＴ画像１３ｉｘ、１３ｉｙ、１３ｉｚは、関心位置Ｐ１を通る断層面の画像である。また、図１０は、第１ボリュームデータ１３Ｄを所要の閾値で２値化した２値化ボリュームデータから生成された２値化ＣＴ画像を示す図である。図１０に示される２値化ＣＴ画像１３１ｉｘ、１３１ｉｙ、１３１ｉｚの断層面位置は、それぞれ図９に示されるＣＴ画像１３ｉｘ、１３ｉｙ、１３ｉｚの断層面位置と一致している。

図１０に示されるように、２値化ＣＴ画像１３１ｉｘ、１３１ｉｙ、１３１ｉｚでは、金属体領域Ａｍと非金属体領域Ａｎｍが区別されている。このように、最大強度逆投影により取得された第１ボリュームデータ１３Ｄを所要の閾値で２値化することにより、通常ボリュームデータ１２Ｄを２値化する場合に比べて、金属体がより高精度に抽出されることが判る。

なお、上述した最大強度逆投影では、検出されるＸ線強度が最大となるときのＸ線吸収度に基づいて、第１ボリュームデータにおける、特定点２１ｖのボクセル値が決定されるとしている。しかしながら、前述したように、最大の強度のＸ線強度信号を用いてボクセル値を決定するとは、必ずしも単純な最大値の信号をそのまま第１ボリュームデータ１３Ｄのボクセル値とすることを意味するとは限らない。ただし、２値化などにより金属体対応領域を非金属体対応領域から明瞭に区別することが可能なボクセル値が決定されることを要する。

図１１は、補間処理部３１Ｐが実行する補間処理を説明するための説明図である。また図１２は、通常投影データ１１Ｄが表す投影画像１１ｉ、および、該投影画像１１ｉが補間処理された後の補間投影画像３１ｉの一例を示す図である。

前述したように、投影データ１１Ｄが表す各投影画像上における金属体対応領域の位置情報は、２値化投影画像が参照されて取得される。図１１に示されるように、投影画像１１ｉ（図１２参照）において、水平方向に連続する複数の画素９１ｐが、金属体対応領域として特定されているものとする。そして、この複数の画素９１ｐの周囲、例えば両側に隣接する画素を画素９２ｐ、９３ｐとする。図１１に示されるように、各画素のＸ線吸収度を示す輝度（Ｘ線強度信号の値）が、それぞれ図１１の下段に示される２次元グラフ上にプロットされている。このプロットされた点を繋いだ折れ線グラフから判るように、金属相当領域を構成する画素９１ｐは、Ｘ線吸収度が周辺よりも大きいため、周辺よりも高い輝度９１Ｂを有している。

補間処理部３１Ｐがこのような一連の画素９１ｐを補間処理する場合、水平方向に関して、一連の画素９１ｐに隣接する画素９２ｐ、９３ｐを抽出する。そして、補間処理部３１Ｐは、それらの画素９２ｐ、９３ｐの輝度９２Ｂ、９３Ｂを用いて補間することにより、連続する画素９１ｐ毎に新たな輝度９４Ｂを決定する。例えば、線形補間（直線補間）が行われる場合は、図１３に示されるように、画素９２ｐの輝度９２Ｂと、画素９３ｐの輝度９３Ｂとが、破線で示される線分９４Ｌで結ばれる。そして、一連の画素９１ｐ毎に、線分９４Ｌ上の対応する位置の輝度が、画素９１ｐの新たな輝度９４Ｂとして採用される。

なお、図１１において説明した補間処理では、投影画像１１ｉに関し、水平方向に沿って処理が行われている。しかしながら、垂直方向に沿って補間処理が行われてもよい。つまり、垂直方向に関して、金属体対応領域に隣接する画素の輝度を用いて、補間処理が行われてもよい。つまり、補間に用いられる周囲の画素としては、水平方向の両隣の画素も考えられるし、垂直方向の両隣の画素も考えられる。また、水平方向及び垂直方向の双方の隣接画素の輝度を用いて、補間処理が行われてもよい。

また、投影画像１１ｉ上における、金属体対応領域に隣接する画素（画素９２ｐ、９３ｐなど）の輝度は、ノイズ成分を含んでいる可能性がある。このため、金属体対応領域特定部２１Ｐにより特定された金属体対応領域を、画像の水平方向または垂直方向にさらに１以上の所要画素（例えば、１画素または２画素）分拡大することも考えられる。この拡大された拡大領域を新たな金属体相当領域とすることにより、補間処理部３１Ｐが補間処理を行う際に、ノイズ成分を含む可能性のある画素（例えば画素９２ｐ、９３ｐ）の輝度が補間処理に用いられることを抑制できる。

図１２に示されるように、補間処理が行われることによって、投影画像１１ｉに写っていた金属体が、補間投影画像３１ｉでは、略除去されていることが判る。このため、この補間投影画像３１ｉを表す補間投影データ３１Ｄを再構成して得られるボリュームデータ（第２ボリュームデータ３２Ｄ）によると、金属アーチファクトが低減されたＣＴ画像を生成することができる。

以上のように、本実施形態によると、Ｘ線ＣＴ撮影により取得した投影データについて、最大強度逆投影により第１ボリュームデータ１３Ｄを取得し、該第１ボリュームデータ１３Ｄを所要の閾値で２値化することで、金属体対応領域を非金属体対応領域から正確に区別することができる。また、この処理で特定した金属体対応領域について、補間処理が行われることで、金属体が除去された補間投影データ３１Ｄを取得することができる。この補間投影データ３１Ｄを再構成して取得される第２ボリュームデータ３２Ｄによると、金属アーチファクトが低減されたＣＴ画像を取得することができる。また、第２ボリュームデータ３２Ｄにおける金属体対応領域のボクセル値（ＣＴ値）を、通常ボリュームデータ１２Ｄにおける金属体対応領域のボクセル値（ＣＴ値）に変換することで、第２ボリュームデータ３２Ｄに金属体のＣＴ値情報を合成した合成ボリュームデータ４１Ｄを取得することができる。この合成ボリュームデータ４１ＤからＣＴ画像が生成されることで、金属アーチファクトが低減され、かつ、金属体の像が写り込んでいるＣＴ画像を取得することができる。

＜２． 第２実施形態＞
上記実施形態では、第１ボリュームデータ取得部１２Ｐは、投影データ１１Ｄをそのまま利用して、第１ボリュームデータ１３Ｄを取得しているが、投影データ１１Ｄに対して所要の補正を行った補正データを用いて第１ボリュームデータ１３Ｄを取得することも考えられる。

図１３は、第２実施形態に係る演算部８０１ａを示すブロック図である。図１３に示されるように、第２実施形態に係る演算部８０１ａは、投影データ補正部１０Ｐａを備えている。なお、演算部８０１ａは、図示を省略するが、投影データ補正部１０Ｐａの他に、図３に示される演算部８０１と同様の構成を備えている。

投影データ補正部１０Ｐａは、投影データ１１Ｄが示す投影画像の各画素毎に、画素値を補正する補正処理を行うことで、補正投影データ１１Ｄａを取得する。この補正処理は、金属体を投影した部分を拡張させる処理である。具体的に、この補正処理は、投影画像における着目画素の画素値と、該着目画素周囲の画素の画素値とを比較して、最も大きいＸ線吸収度を示す画素値を、該着目画素の画素値と置換する。

図１４は、投影データ補正部１０Ｐａが実行する補正処理を説明するための説明図である。図１４は、処理単位である投影画像の着目画素１１０ｐとその周囲にある４近傍の画素１１１ｐ、１１２ｐ、１１３ｐ、１１４ｐを示す図である。また、図１５は、補正後の補正投影データ１１Ｄａが表す補正投影画像１１ｉａの一例を示す図である。

図１４に示されるように、投影データ補正部１０Ｐａは、着目画素１１０ｐの画素値とその４近傍の画素１１１ｐ、１１２ｐ、１１３ｐ、１１４ｐの画素値すなわちＸ線強度信号の値とを比較する。これらの画素のうち、画素１１１ｐの画素値が、最も低いＸ線強度（換言すると、最も高いＸ線吸収度）を示しているものとする。すると、投影データ補正部１０Ｐａは、着目画素１１０ｐの画素値を、画素１１１ｐの画素値に置換する。このような補正処理が、投影画像の全画素について行われることにより、図１５に示される補正投影画像１１ｉａが生成される。図１５に示されるように、補正処理が行われることによって、金属体等に対応するＸ線吸収度が比較的高い領域（高Ｘ線吸収領域１１Ｒ）が、破線で示される元の形状から実線で示される形状に拡大される。

本実施形態では、投影データ１１Ｄの代わりに、補正投影データ１１Ｄａに基づいて最大強度逆投影が行われ、第１ボリュームデータ１３Ｄが生成される。ここで、補正投影データ１１Ｄａでは、高Ｘ線吸収領域Ｒ１が拡大されているため、Ｘ線ＣＴ撮影中に、被写体Ｍ１が動くなどして金属体の位置が若干ぶれたとしても、得られた投影データ１１Ｄから的確に金属体の位置を抽出することができる。したがって、ＣＴ画像において発生する金属アーチファクトを良好に低減することができる。

なお、上記説明では、４近傍の画素を画素値の比較の対象としているが、さらに比較の範囲を広げてもよい。例えば、着目画素の８近傍の画素、または、この８近傍の画素に隣接する画素の画素値と、着目画素の画素値とが比較されるようにすることも考えられる。

＜３． 変形例＞
以上、実施形態について説明してきたが、本発明は上記のようなものに限定されるものではなく、様々な変形が可能である。

例えば、Ｘ線ＣＴ撮影装置１により、局所撮影が行われてもよい。局所撮影とは、被写体Ｍ１の内部にある部分領域すなわち局部のみにＸ線を照射して透過したＸ線を検出する、あるいは、該局部を含む領域にＸ線を照射して該局部を透過したＸ線のみを検出して、ＣＴ画像を再構成する撮影である。例えば歯科診療においては、埋もれた智歯の領域において、智歯が横倒しの状態になっていないかどうかの診察、各種腫瘍の広がりについての診察、または、歯列弓の一部およびその周辺部（舌側部分もしくは頬側部分）などの診察などが行われる場合がある。このような場合、例えば２、３本の歯牙を局所的撮影対象物として、局所ＣＴ撮影領域が設定される。このような局所撮影で取得される投影画像では、空気のみを透過したＸ線の散乱光が検出されることを抑制できるため、ノイズの少ないＣＴ画像を再構成により取得することができる。

また、Ｘ線ＣＴ撮影装置１において、撮影対象となるＣＴ撮影領域ＣＡは、歯科分野の治療対象である、顎部または歯牙などに限定されるものではない。例えば、頭部から頸部までの臓器（耳、鼻腔、副鼻腔、口腔、咽頭、喉頭、甲状腺など）、または、頸部から下の臓器（内臓、リンパ節）などが、ＣＴ撮影領域ＣＡとされることも考えられる。このような領域に金属体が存在している場合であっても、画像処理装置８０により、金属体の位置を高精度に特定することができる。このため、ＣＴ画像に発生する金属アーチファクトを低減することができる。

なお、上記各実施形態及び各変形例で説明した各構成は、相互に矛盾しない限り適宜組み合わせることができる。

１ Ｘ線ＣＴ撮影装置
１０ Ｘ線発生部
２ 本体部
２０ Ｘ線検出部
２１ Ｘ線検出器
２１ｍ 金属体
３０ 旋回アーム
３１ 旋回軸
４２１ 被写体保持部
６０ 本体制御部
８ 情報処理装置
８０ 画像処理装置
８０１、８０１ａ 演算部
８０２ 記憶部
８１ 表示部
８２ 操作部
１０Ｐａ 投影データ補正部
１１Ｐ 通常ボリュームデータ取得部
１２Ｐ 第１ボリュームデータ取得部
２１Ｐ 金属体対応領域特定部
３１Ｐ 補間処理部
３２Ｐ 第２ボリュームデータ取得部
４１Ｐ 合成処理部
１１Ｄ 投影データ
１１Ｄａ 補正投影データ
１２Ｄ 通常ボリュームデータ
１３Ｄ 第１ボリュームデータ
２１Ｄ 領域特定データ
３１Ｄ 補間投影データ
３２Ｄ 第２ボリュームデータ
４１Ｄ 合成ボリュームデータ
Ａｍ 金属体領域
Ａｎｍ 非金属体領域
１１ｉ 投影画像
１１ｉａ 補正投影画像
１１０ｐ 着目画素
１１１ｐ、１１２ｐ、１１３ｐ、１１４ｐ、９１ｐ、９２ｐ、９３ｐ 画素
９１ｐ 画素(金属対応領域)
２１ｐ 投影位置
２１ｖ 特定点
３１ｉ 補間投影画像
９１Ｂ、９２Ｂ、９３Ｂ、９４Ｂ 輝度
９１Ｌ 線分
ＢＸ Ｘ線コーンビーム
ＣＡ Ｘ線ＣＴ撮影領域
Ｍ１ 被写体
１１Ｒ 高Ｘ線吸収領域

Claims (10)

1. 金属体を含むＣＴ撮影領域に異なる角度からＸ線を照射して、取得された投影データを再構成することによって、前記ＣＴ撮影領域に対応するボリュームデータを取得する画像処理装置であって、
   前記ＣＴ撮影領域の各位置毎に、異なる角度から照射されたＸ線の強度をＸ線検出器で検出して得た複数のＸ線強度信号のうち、所定基準を超える強度のＸ線強度信号を用いてボクセル値を決定することにより、前記ＣＴ撮影領域に対応する第１ボリュームデータを取得する第１ボリュームデータ取得部と、
   前記第１ボリュームデータに基づいて金属体領域と非金属体領域とを区別することにより、前記投影データにおける、前記金属体に対応する金属体対応領域を特定する、金属体対応領域特定部と、
   前記投影データにおける、前記金属体対応領域について補間処理を実行することにより、補間投影データを取得する補間処理部と、
   前記補間投影データを再構成することによって、前記ＣＴ撮影領域に対応する第２ボリュームデータを取得する第２ボリュームデータ取得部と、
   を備えている、画像処理装置。
2. 請求項１に記載の画像処理装置において、
   前記第１ボリュームデータ取得部は、前記複数のＸ線強度のうちの最大となるＸ線強度信号に基づいて、前記ボクセル値を決定する、画像処理装置。
3. 請求項１または２に記載の画像処理装置において、
   前記補間処理部は、
   前記金属体対応領域の周囲におけるＸ線強度信号に基づいて、前記補間処理を実行する、画像処理装置。
4. 請求項１から３までのいずれか１項に記載の画像処理装置において、
   前記金属体対応領域特定部は、前記第１ボリュームデータを所要の閾値に基づいて２値化することにより、前記金属体対応領域と前記非金属体対応領域とを区別する、画像処理装置。
5. 請求項１から４までのいずれか１項に記載の画像処理装置において、
   前記投影データが再構成されることにより、前記ＣＴ撮影領域に対応するＣＴ値によって構成される通常ボリュームデータを取得する通常ボリュームデータ取得部と、
   前記第２ボリュームデータにおける、前記金属体領域の各位置のＣＴ値を、前記通常ボリュームにおける同位置のＣＴ値に置換することにより、合成ボリュームデータを取得する合成処理部、
   をさらに備える画像処理装置。
6. 請求項１から５までのいずれか１項に記載の画像処理装置において、
   前記投影データが、被写体内の部分領域のみにＸ線を照射する局所Ｘ線ＣＴ撮影により取得される画像処理装置。
7. 請求項１から６までのいずれか１項に記載の画像処理装置において、
   前記補間処理部は、
   前記投影データにおける、前記金属体対応領域を１または２画素拡大した拡大領域を、前記補間処理の対象領域とする、画像処理装置。
8. 請求項１から７までのいずれか１項に記載の画像処理装置において、
   前記投影データが示す投影画像の各画素毎に、画素値を補正する補正処理を行うことで、前記投影データを補正する投影データ補正部、
   をさらに備え、
   前記補正処理は、前記投影画像における着目画素の画素値と、該着目画素周囲の画素の画素値とを比較して、最も大きいＸ線吸収度を示す画素値を該着目画素の画素値に置換する処理であり、
   前記第１ボリュームデータ取得部は、前記投影データ補正部によって補正された投影データに基づいて、前記第１ボリュームデータを取得する、画像処理装置。
9. 請求項１から８までのいずれか１項に記載の画像処理装置を備えている、Ｘ線ＣＴ撮影装置。
10. 金属体を含むＣＴ撮影領域に異なる角度からＸ線を照射して、取得された投影データを再構成することによって、前記ＣＴ撮影領域に対応するボリュームデータを取得する画像処理方法であって、
    (a) 前記ＣＴ撮影領域の各位置毎に、異なる角度から照射されたＸ線の強度をＸ線検出器で検出して得た複数のＸ線強度信号のうち、所定の基準を超える強度のＸ線強度信号を用いてボクセル値を決定することにより、前記ＣＴ撮影領域に対応する第１ボリュームデータを取得する第１ボリュームデータ取得ステップと、
    (b) 前記第１ボリュームデータに基づいて金属体領域と非金属体領域とを区別することにより、前記投影データにおける、前記金属体に対応する金属体対応領域を決定する、金属体対応領域決定ステップと、
    (c) 前記投影データにおける、前記金属体対応領域について補間処理を実行することにより、補間投影データを取得する補間処理ステップと、
    (d) 前記補間投影データを再構成することによって、前記ＣＴ撮影領域に対応する第２ボリュームデータを取得する第２ボリュームデータ取得ステップと、
    を含んでいる、画像処理方法。