JP2023156873A - Ｘ線ｃｔ装置、画像処理装置、及び、ｃｔ画像の動き補正画像再構成方法 - Google Patents

Abstract

【課題】画像対からスキャン中の被写体の動き情報を取得し、動き補正画像再構成を行ってＣＴ画像を生成する際に、動き成分の誤認識及び過度の平滑化を抑制し、動き補正の精度を向上する。【解決手段】画像対のノイズを低減するフィルタリング部を備え、フィルタリング部は、画像対を構成する第一画像及び第二画像それぞれのノイズ量に影響を与える情報から求められるノイズ量の指標の関係性を求め、その指標の関係を用いて各画像の平滑化度を調整する。フィルタリングによりノイズ低減された画像対について動きの有無を判定し、動きの有無に応じて両画像の正規化の程度を異ならせて正規化し、動きの大きさと方向とを検出する。【選択図】図４

Description

本発明は、被写体にＸ線を照射して医用画像を得るＸ線ＣＴ装置に係り、動きのある被写体に対する読影精度や読影効率の向上のための動き補正画像再構成処理技術に関する。

心臓など動きのある被写体に対するＣＴ検査では、ＣＴスキャン中に被写体が動くことにより、画像にモーションアーチファクトが発生する場合がある。このモーションアーチファクトにより画像の質は低下し、結果として医師や検査技師など（以下、まとめて検査者という）による疾患の診断精度や診断効率を低下させる可能性がある。そこで、動きのある被写体のＣＴ画像に生じるモーションアーチファクトを低減させるための動き補正画像再構成処理が行われている。

動き補正画像再構成処理では、目標の画像再構成位置を中心とし、時間的に正対する位置で再構成された一対の画像（第一画像及び第二画像）から被写体の動きを推定し、推定した動きの情報を用いて、目標再構成位置の画像を補正しながら逆投影を行い再構成する。ここで、動きの推定に用いる二つの画像にノイズがあると、ノイズを動きと誤認識したり、ノイズに紛れた動きを検出できないなどの問題がある。従って、ノイズが含まれる第一画像と第二画像から、被写体の動きを正確に抽出することが重要となる。

特許文献1には、第一画像および第二画像に対してノイズ低減処理を行うことで、被写体の動きのみを抽出する方法が開示されている。特許文献1に開示された方法では、第一画像および第二画像を取得した際のＸ線量に基いて、ローパスフィルタを適用したノイズ低減を行う。

米国特許第10165989号明細書

特許文献１に開示された方法では、第一画像及び第二画像それぞれのノイズに応じてノイズが低減されるものの、画像間のノイズの関係性は考慮されていない。そのため両画像間のノイズの差異を、動き成分として誤認識する可能性や、過度の平滑化により動き成分が損失する可能性があり、そうした場合、動き補正効果が損なわれる。また従来の動き補正は、現に被写体が動いているかを考慮することなく行われるため、動きが非常に小さい被写体に対して動き補正を行った場合、画像に不自然な歪みが生じる可能性がある。

そこで本発明は、上述した動き成分の誤認識及び過度の平滑化を抑制し、動き補正の精度を向上することを課題とする。

上記課題を解決するため、本発明は、動き補正に用いる一対の画像すなわち第一画像および第二画像間のノイズ量の関係性を考慮した上で、フィルタの平滑化パラメータを決定し各画像へ適用ことで動き補正効果の低下を防ぐ。

すなわち本発明のＸ線ＣＴ装置は、被写体の周囲を回転するＸ線源及びＸ線検出器を有し、所定の角度範囲について前記被写体の透過Ｘ線データを取得する撮像部と、前記撮像部が取得した透過Ｘ線データを用いて再構成画像を生成する画像再構成部と、画像処理部と、を備える。画像処理部は、さらに、透過Ｘ線データの一部を用いて、正対する位置の画像対を生成する画像対生成部と、画像対生成部が生成した画像対のそれぞれに対しノイズ低減を行うノイズ低減部と、ノイズ低減後の画像対を用いて、スキャン中の被写体の動き情報を取得する動き情報取得部と、を備え、ノイズ低減部は、前記画像対に含まれる画像それぞれのノイズ量の指標の関係に基づき、前記画像対のそれぞれをノイズ低減し、画像再構成部は、動き情報取得部が算出した動き情報を用いてスキャン中の被写体の動きを補正して再構成画像を生成する。
ノイズ量の指標とは、撮像において画像のノイズ量に影響を与える種々の条件から求められるノイズ量を示す指標である。

また本発明の画像処理装置は、Ｘ線ＣＴ装置が収集した透過Ｘ線データを処理する画像処理装置であって、上記Ｘ線ＣＴ装置の画像処理部と同様に機能を備えるものである。

さらに本発明の動き補正画像再構成方法は、透過Ｘ線データを用いて、スキャン中の被写体の動きを補正してＣＴ画像を画像再構成する方法であって、透過Ｘ線データの一部を用いて、一対の画像を生成し、一対の画像のそれぞれに対しノイズ低減を行い、その際、一対の画像に含まれる画像それぞれのノイズ量のノイズ量の指標の関係に基づいて、ノイズ低減時のフィルタリング平滑度を調整し、ノイズ低減後の一対の画像から前記被写体の動き情報を取得し、動き情報と透過Ｘ線データとを用いて再構成することを特徴とする。

第一画像および第二画像に対し動き情報の損失を最小限に抑えたノイズ低減処理ができ、動き補正の効果を最大化できる。また被写体の動きの有無に基づく動き補正強度の調整が可能となり、画像ノイズに起因して補正後の画像に偽変形が生じるのを抑制できる。結果として、ユーザによる疾患の診断精度や診断効率を向上させることができる。

本発明のＸ線ＣＴ装置の全体構成を示す図 本発明のＸ線ＣＴ装置の構成要素を示す図 動き補正再構成を含む撮影の流れを示す図 動き補正画像再構成処理の流れを示す図 実施形態１の画像処理部の機能ブロック図 実施形態１の動き補正画像再構成処理の流れを示す図 目的再構成位置に対する第一画像と第二画像の関係を示す図 心電同期撮影における心電図波形データと管電流値の大きさの関係を示す図で、心電波形と目的撮影心位相を示す図。 心電同期撮影における心電図波形データと管電流値の大きさの関係を示す図で、撮影心位相と管電流との関係を示す図。 心電同期撮影における心電図波形データと管電流値の大きさの関係を示す図で、撮影心位相と管電流との関係を示す図。 実施形態１における管電流値の関係性に基づく平滑化パラメータ調整方法を示す図で、平均管電流値を用いた調整を示す図。 実施形態１における管電流値の関係性に基づく平滑化パラメータ調整方法を示す図で、平均管電流比を用いた調整を示す図。 実施形態１のフィルタリング処理結果の一例を示す図 実施形態２の画像処理部の機能ブロック図 実施形態２の画像再構成条件設定の処理の流れを示す図 実施形態２の画像再構成条件設定のための表示例を示す図 再構成心位相位置の設定を説明する図

以下、図面を用いて本発明の実施形態を説明する。
最初に本発明が適用されるＸ線ＣＴ装置の全体構成を説明する。

Ｘ線ＣＴ装置１は、図１に示すように、被写体3の断層画像および透視画像を撮影するためのガントリ100と寝台装置101とを備えた撮像部10と、撮像部10を操作・制御する操作部20とを備えている。

ガントリ100には、図２に示すように、被写体3に照射するＸ線を発生させるＸ線発生装置102と、Ｘ線発生装置102から発生するＸ線の線束を絞るコリメータ装置104と、被写体を透過するＸ線を検出するＸ線検出装置103と、それらを搭載するスキャナ108と、Ｘ線発生装置102に高電圧を印加する高電圧発生装置105と、Ｘ線検出装置103から得られる透過Ｘ線データを収集するデータ収集装置106と、スキャナを被写体3の周囲に回転させる駆動装置107とが備えられている。Ｘ線発生装置102は、図示していないがＸ線管を備え、Ｘ線管に所定の管電流が流れることで所定量のＸ線が被写体3に照射される。

操作部20は、ガントリ内蔵の各装置を制御する中央制御装置200と、ユーザと中央制御装置200とのやり取りを行うためのユーザインターフェースとして機能する入出力装置210とを備え、中央制御装置200内にはデータ収集装置106が収集した透過Ｘ線データに対し画像再構成等の各種演算を行う演算部30が搭載されている。但し、中央制御装置200とは別の演算装置を備え、その演算装置が演算部30として機能してもよい。中央制御装置200の機能は、演算アルゴリズムや制御の処理手順を記述したプログラムを中央制御装置200が読み込み実行することで実現されるが、演算部30が行う演算や処理の一部は、ASICやFPGAなどのPLD（プログラマブルロジックデバイス）を用いて行うことも可能である。

入出力装置210は、操作者が撮影条件等を入力するための入力装置212と、撮影画像等のデータやGUIを表示する表示装置211と、プログラムや装置パラメータ等の撮影に必要なデータを記憶する記憶装置213から成る。

演算部30は、データ収集装置106が得た透過Ｘ線データに対し逆投影処理を行い、断層画像を作成する画像再構成部301と、画像データの解析、画像の補正等を行う画像処理部302から成る。画像の補正には、動き補正画像再構成が含まれる。その詳細は後述する。

中央制御装置200は、入力装置212を介した操作者からの操作指示により、撮像部10（Ｘ線発生装置102、Ｘ線検出装置103、高電圧発生装置105、コリメータ装置104、寝台装置101、駆動装置107、データ収集装置106）、入出力装置210、及び演算部30を制御する。中央制御装置200の制御のもと、これら各部が動作し、ＣＴ画像の再構成、再構成後のＣＴ画像の補正などが行われる。

中央制御装置200の制御のもとで行われるＸ線ＣＴ装置の動作の概略を、図３Ａ、図３Ｂのフローを参照して説明する。

＜ステップS1＞
被写体3を寝台装置101に載せて、位置決め撮影を行う。位置決め撮影は、被写体3の撮影範囲を設定するための撮影で、スキャナ108と寝台装置101（被写体3）との相対位置を変化させながら、体軸方向に沿って透過Ｘ線像を取得する。この透過Ｘ線像を用いて検査者が撮影範囲を設定する。次いで撮像部10が、位置決め画像に基づいて設定した撮影範囲に対し、スキャナ108の回転を伴う断層撮影を行い、被写体の透過Ｘ線データを収集する。

＜ステップS2＞
撮影S1で取得した被写体の透過Ｘ線データに対する画像再構成条件を設定する。画像再構成条件は、例えば、画像の厚さ（断面の厚さ）、FOV、フィルタの条件、などであり、さらに心電同期撮影の場合には再構成心位相（目標再構成心位相：どの心位相の画像を再構成するか）などの設定を含む。心電同期撮影では、目標再構成心位相を設定することで、目標再構成画像位置が定まる。画像処理部302は、入力装置212を介してユーザが設定したこれら画像再構成条件を受け付ける。

＜ステップS3＞
画像処理部302が、条件設定ステップS2で設定された画像再構成条件に基づき、撮影ステップS1で取得した被写体の透過Ｘ線データを用いて画像再構成を行う。この際、撮影中の被写体の動き情報を取得し、動きを補正して再構成する（動き補正画像再構成）。

動き補正画像再構成のステップS3は、図３Ｂに示すように、撮影ステップS1で収集した透過Xデータから、動きの検出に用いる一対の画像（画像対）を生成するステップ（画像対生成ステップ）S31、画像対を用いて動きを検出するステップ（動き情報取得ステップ）S32、撮影ステップS1で収集した透過XデータとステップS32で検出した動き情報とを用いて画像再構成するステップ（再構成ステップ）S33とを含む。画像対生成ステップS31では、画像対を構成する第一画像及び第二画像についてノイズを低減する処理（フィルタリング）を行う。これら処理の詳細は後述する。

＜ステップS4＞
最後に表示装置211に、再構成ステップS3で作成した動き補正画像データを表示する。

以上のステップS1～S4により動きが補正されたＣＴ画像が得られ、検査者に提示される。以下、動き補正画像再構成処理の具体的な実施形態を説明する。

[実施形態１]
本実施形態は、画像対を生成する際に、両画像のノイズ量の指標の関係性に基づいてフィルタリングを行うこと、また被写体の生じている動きの有無或いは程度を含めた情報を取得し、その情報を動き補正画像再構成に反映することが特徴である。本実施形態では、ノイズ量の指標として、画像対の生成に用いた各透過Ｘ線データを取得したとき管電流を用いる場合を説明する。

本実施形態の画像処理部302の構成例を図４に示す。図示するように、画像処理部302は、画像対生成部310、ノイズ低減を行うフィルタリング部330、動き情報取得部350、及び、動き補正画像再構成部370を備える。フィルタリング部330は、平滑化フィルタ331とフィルタの平滑化パラメータを調整するパラメータ調整部332とを含む。平滑化にはローパスフィルタ、ハイパスフィルタ、ガウシアンフィルタ、バイラテラルフィルタなどのフィルタを用いることができ、フィルタリング部330はこれらのうち1つ以上を平滑化フィルタとして用いてノイズ低減を行う。動き情報取得部350は、動きの有無を判定する動き判定部351と、動きの大きさと方向を検出する動き検出部352とを含む。

以下、画像処理部302の各部による動き補正画像再構成処理の詳細を、図３Ｂ及び図５を参照して説明する。

まず画像対を生成する処理（S31）を行う。

＜ステップS51＞
撮影ステップS1（図３Ａ）でデータ収集装置106が収集した透過Ｘ線データから、画像対生成部310が、フィルタ補正逆投影法により２つの画像即ち第一画像及び第二画像を生成する。２つの画像は目標の再構成画像位置を中心として正対する画像対を構成する。

目標の再構成画像位置と、第一画像及び第二画像との関係を図６に示す。図６において、位置600は再構成条件設定ステップS2で設定された目標画像再構成中心位置を示し、この例ではＸ線管と被写体３が正対している位置（スキャナの回転角度0°の位置）が目標画像再構成中心位置である。断層像の再構成には、この位置600（0°）を中心とする所定角度範囲、例えば180°以上の範囲の透過Ｘ線データが用いられるが、画像対は、-90°及び＋90°の位置をそれぞれ中心とする範囲601、602を画像再構成範囲とする透過Ｘ線データにより生成される。即ち、画像再構成範囲601と602の大きさは等しく、それぞれ180°未満の角度の範囲であり、それらの画像再構成中心位置は互いに180°離れている。この角度範囲はデフォルトで決まった値を設定しておいてもよいし、再構成条件設定ステップS2でユーザ設定／変更を受け付けてもよい。

なお第一画像と第二画像はそれぞれ1枚の２次元画像であるとは限らず、複数枚の２次元画像により構成される３次元画像となる。

＜ステップS52＞
本ステップは、第一画像及び第二画像をフィルタリングによりノイズ低減する際に、それぞれのノイズの程度に合わせた平滑度とするための処理であり、まず、パラメータ調整部332が、ノイズの程度（ノイズ量）の指標となる管電流を取得する。

具体的には、撮影ステップS1で収集した透過Ｘ線データから管電流情報を取得する。管電流を一定にして撮影する場合もあるが、撮像条件によって変化させる場合もある。例えば、心臓の撮影では被ばく線量の抑制のため、撮影時の心電図波形データに基づき、再構成画像を作成する静止位相とそれ以外の位相における管電流を変化させることがある。

図7（図７Ａ～図７Ｃ）に、管電流を変化させる場合の心電図波形データ（700）と管電流値の大きさ（710および720）の関係の例を示す。図７Ａに示す心電波形700において、隣接するR波とR波との間に、撮影目標心位相701を設定した場合、管電流は図７Ｂに示すように、その波形の中央が撮影目標心位相701となるように設定される。

ここで、条件設定ステップS2で設定した再構成時選択心位相（即ち目標画像再構成位置）711が撮影目標心位相701と一致している場合には、位置711に対し等距離（等時間間隔）にある第一画像の画像再構成範囲712及び第二画像の画像再構成範囲713における管電流値は等しくなるが、図７Ｃに示すように、再構成時選択心位相（目標画像再構成位置）721が撮影目標心位相701からある程度ずれた場合には、第一画像の画像再構成範囲722における管電流値と第二画像の画像再構成範囲723における管電流値とは一致しないことになる。

透過Ｘ線データには、取得時の管電流の情報が付帯情報として取得されているので、パラメータ調整部332は、第一画像と第二画像取得時の管電流の情報を用いて、画像対生成ステップS51で取得した第一画像と第二画像について、それぞれの平均管電流値と平均管電流比を算出する。平均管電流値は、図６に示す画像再構成範囲601、602で変動する管電流の平均値であり、平均管電流比は、第一画像の平均管電流値を第二画像の平均管電流値で除算した値（あるいはその逆数）である。

＜ステップS53＞
パラメータ調整部332は、管電流取得ステップS52で取得した第一画像と第二画像の平均管電流値と平均管電流比を用い、後続のフィルタリング処理S54で用いるフィルタの平滑化パラメータを決定する。

具体的には、第一画像と第二画像の平均管電流比が1を中心として一定範囲内にある場合、例えば心電位相700（目標撮影心位相701）と管電流710とが図７Ｂのような関係にある場合、第一画像および第二画像に対して平均管電流値の情報に基づき、同一の平滑化パラメータを設定する。一定範囲は、例えば平均管電流比が0.9から1.1の範囲内などと決めておくことができる。

一方で、第一画像と第二画像の平均管電流比が1を中心として一定範囲外にある場合、例えば心電位相700（目標撮影心位相701）と管電流720とが図７Ｃのような関係の場合、第一画像および第二画像に対して平均管電流値と平均管電流比の1つ以上の情報に基づき、同一あるいは互いに異なる平滑化パラメータを設定する。

図８（図８Ａ、図８Ｂ）に平均管電流値に基づいてパラメータを調整する場合と、平均管電流比の情報に基づいてパラメータを調整する場合を示す。図８Ａに示すように、第一画像と第二画像の平均管電流値800を用いる場合、その値が大きいほど平滑化を弱める方向へ平滑化パラメータを調整する。つまり、平均管電流値が大きいほどノイズは少なく、平均管電流値が小さいほどノイズは大きくなるので、第一画像と第二画像の平均管電流値が異なる場合、平均管電流値が大きい方の平滑化度を弱く、平均管電流値が小さい方の平滑度を強くする。

図８Ｂに示すように、第一画像と第二画像の平均管電流比801を用いる場合、その値が1から増加方向に離れるほど基準となる画像に対する平滑化を強める方向へ、その値が１から減少方向に離れるほど基準となる画像以外の画像に対する平滑化を強める方向へ、平滑化パラメータを調整する。

このように平均管電流値或いは平均管電流比を用いることで、画像対のノイズの関係性を反映したノイズ低減が可能となる。なお第一画像と第二画像の平均管電流値、平均管電流比のいずれを用いる場合にも、平滑化パラメータについて上限値を設ける。これにより過度の平滑化を防ぐことができる。

なお図８では平均管電流値と平滑化の強さ、平均管電流比と平滑化の強さはそれぞれ線形の相関関係となっているが、非線形の相関関係としてもよい。

また図８では、調整すべき平滑化パラメータを「平滑化の強さ」（縦軸）として総括的に示しているが、平滑化パラメータは、用いるフィルタによって異なる。一例として、バイラテラルフィルタを用いる場合の調整可能なパラメータについて説明する。

バイラテラルフィルタは、次式（１）で表され、式中、ｗ、σ_１、σ_２の3つのパラメータが平滑化の強さを決定するパラメータであり、これらの1つ以上のパラメータを調整することで平滑化の強さが決定される。平滑化を強くする場合にはｗ、σ_１、σ_２の値を大きくする方向に、平滑化を弱くする場合にはｗ、σ_１、σ_２の値を小さくする方向に、それぞれ調整する。

式中、ｆ（i,j）は、入力画像データの配列、g(i,j)は、出力画像データの配列、wはカーネルのサイズ、σ_１は対象ボクセルとの距離を考慮した重み、σ_２は対象ボクセルとの画素値の差を考慮した重みを表す。

＜ステップS54＞
本ステップでは、パラメータ調整部332が設定したパラメータのフィルタを、画像対生成ステップS51で取得した第一画像および第二画像に適用し、フィルタリング後の第一画像および第二画像を取得する。

図９に、互いに平均管電流値が大きく異なる第一画像および第二画像に対すしフィルタリング処理を行った結果を示す。図示するように、フィルタリング前の第一画像900と第二画像901は平均管電流値の差が大きいためノイズ傾向が互いに大きく異なるが、第一画像および第二画像それぞれに最適化したパラメータのフィルタリングをすることで、フィルタリング後の第一画像910と第二画像911はノイズ傾向が近づく。

以上のステップS51～S54で、図３Ｂの画像対の生成ステップS31が完了する。

続いて、フィルタリングの画像対を用いて動きを検出する（動き情報取得ステップS32）。動き情報取得ステップS32では、動きの検出に先立ち、両画像の差分を用いて、動きの有無を判定する。以下、その詳細を説明する。

＜ステップS55＞
本ステップでは、まず、S51で取得した第一画像と第二画像、あるいはS54にてフィルタリング後の第一画像と第二画像について、画像差分を取得する。第一画像及び第二画像は、S51で説明したように、3次元画像の場合には、複数の断面毎に生成される。即ち複数の画像対が得られており、差分画像も複数得られる。取得した全差分画像について画像1枚ごとに画素値の標準偏差を算出し、全ての差分画像の標準偏差の中央値を画像対の標準偏差の代表値として設定する。すなわち標準偏差の代表値が、取得した３次元画像の全体としての動きの指標となる。

＜ステップS56＞
上記標準偏差算出ステップS55で取得した標準偏差の値に基づき、被写体の動きの有無を判定する。具体的には、標準偏差の値が閾値以上の場合、被写体に動きがあると判定し、標準偏差の値が閾値未満の場合、被写体に動きがないと判定する。

動きのない被写体に対する動き有無の判定例を図１０に示す。図１０において、差分画像1010は、フィルタリング後の第一画像1000および第二画像1001の差分画像である。図示するように差分画像1010は画素値自体が低く、それから算出される標準偏差の値は閾値を下回る。従って、この被写体には動きがないと判定される。

＜ステップS57＞
動きの有無の判定（S56）の結果に基づき、フィルタリング後の第一画像と第二画像について、画素値の正規化処理を行う。正規化は例えばMin-Max法を用い、第一画像および第二画像のすべての画素に対して行うが、判定ステップS56における判定結果に応じて異なる処理とする。

被写体に動きがあると判定された画像については、入力画像に式（2）を適用することで最小値0最大値1の範囲に正規化する。

被写体に動きがないと判定された画像については、式（2）の分母（ｆ_max-f_min）を、予め定めた一定値T(T≧ｆ_max-f_min）まで増加させたものを入力画像に適用することで、最小値0最大値M（0＜M≦1）の範囲に正規化する。

このように動きの有無を判定し、その判定結果に基づいて正規化の仕方を異ならせる（即ち動きがない場合の正規化後の値が小さくなるように調整しておく）ことで、動き補正の強度を調整する。これにより動きがないにも関わらず、過度の動き補正をしてしまうことを抑制することができる。

＜ステップS58＞
以上のステップS55～S57が完了後、正規化された画像対を用いて動きを検出する（図３BのS32）。この処理は、従来の動き検出技術と同様であり、二画像の非剛体位置合わせを行い、画像間の動きベクトルを算出する。

＜ステップS59＞
最後に、画像再構成部301が、ステップS58で取得した動きベクトルと、撮影ステップ（図３A：S1）で収集した透過Ｘ線データとを用いて、画像再構成を行う。

動き補正画像再構成は、目標再構成位置を中心として180°離れた位置で作成した第一画像と第二画像から算出した動きベクトルから、画像再構成に用いる各透過Ｘ線データ取得時の被写体の動きの大きさや方向を推定し、この情報をもとに目標再構成位置の画像を補正しながら、逆投影を行うことで断層像を再構成することができる。

この処理を複数の断面毎に行うことで、動き補正された３Ｄ断層像データが得られる。得られた断層像は、必要に応じて記憶装置213に格納され、また表示装置211に表示される。

以上、説明したように、本実施形態によれば、動きを検出するための画像対について、それぞれを取得したときの管電流の関係を反映したノイズ低減を行うことにより、二画像のノイズの差異を動き成分として誤認識してしまうという問題や過度の平滑化による動き成分の損失を防止し、動き補正の精度を向上することができる。

また本実施形態によれば、画像再構成条件設定時点で、第一画像と第二画像の管電流値が未知であっても、透過Ｘ線データの付帯情報から管電流値を取得し、それをノイズ低減に反映するので、管電流値に変動があった場合にもそれぞれの変動に対応したノイズ低減を行うことができ、動き補正精度低下の抑制や画像の不自然な歪みの低減を実現できる。

さらに本実施形態によれば、被写体の動きの有無を判定し、動きの程度（有無）に応じて、二画像を正規化する際の条件を変更することにより、動きが微小であるにも拘わらず過度な補正を行い、画像ノイズに起因する不自然な歪みが発生するなどの問題を解消することができる。

なお本実施形態では、（１）管電流の関係を反映したノイズ低減と、（２）被写体の動きの有無の判定結果を反映した動き補正と、を合わせて行った例であるが、２つの手段の一方のみを実施することも本発明に包含される。

[実施形態２]
実施形態１では、画像再構成条件の設定S2で目標とする画像再構成位置（再構成心位相）が設定され、それにより動き補正に用いる画像対の位置が決まる。従って、実際に取得された第一画像と第二画像の管電流値を用いて、ノイズ低減処理を行っている。

これに対し、本実施形態では、画像対を生成するステップ（図３：S31）において、動き補正を適正に行うことができる範囲（動き補正可能範囲）を求め、この範囲に再構成心位相を設定する。これにより事前に動き補正精度の低下や不自然な歪み発生のリスクを低減する。

本実施形態でも画像処理部302の構成は、図４に示す実施形態１と同様であるが、図１１に示すように、管電流算出部340及び再構成心位相設定部（心位相設定部）360が追加される。管電流算出部340は、管電流算出を行う実施形態１のパラメータ調整部332と共通化してもよい。

以下、本実施形態の処理の流れを、図１２を参照して説明する。

＜ステップS41＞
管電流算出部340が、撮影ステップS1で収集した透過Ｘ線データから管電流情報を取得する。管電流情報は、図７Ａに示したような管電流のグラフとして得られ、ここでは撮影目標心位相を含む所定位相範囲でHighになるように管電流が供給されている。

この管電流情報を用いて、管電流算出部340は、心位相の一定間隔毎に、所定心位相範囲において正対する２つの画像の平均管電流値をそれぞれ算出する。さらに両者の平均管電流比を算出してもよい。平均管電流値及び平均管電流比は、実施形態１の管電流算出ステップS52で取得したものと同様である。

＜ステップＳ42＞
次いで再構成心位相設定部360が、管電流算出部340が算出した平均管電流値または平均管電流比の少なくとも一方を用いて、動き補正によって一定の効果が得られるか否かを予測する。具体的には、例えばある心位相範囲内の画像対の平均管電流値が予め設定した閾値以上の場合には、その心位相範囲（心位相）は動き補正可能心位相と判定する。また平均管電流値が閾値より小さい場合には、動き補正不可能心位相と判定する。このような判定を、心位相範囲を所定間隔でずらしながら実行し、最終的に、取得した透過Ｘ線データの全範囲について動き補正可能か否かを判定する。平均管電流比を用いる場合にも、その値が１に近いか否か（例えば平均管電流比が0.9から1.1の範囲内か範囲外かなど）で動き補正可能、不可能を判定する。

このような判定で得られた結果の例を図１３に示す。図１３において、再構成心位相を設定すべき領域1300において、白で示す領域1301が動き補正可能と判定された領域、グレーで示す領域1302が動き補正不可能と判定された領域であり、それぞれ、心位相の領域に対応している。

＜ステップS43＞
再構成心位相設定部360は、判定ステップS42の判定結果に基づき、再構成心位相（画像再構成位置）を決定し、それを再構成条件（図３Ａ：S2）として設定する。この再構成心位相の決定は、判定結果に基づいて自動的に行ってもよいし、再構成条件設定時に、図１３の示したような、管電流値1304、動き補正可能領域1301及び動き補正不可能領域1302を含む画面130と、再構成心位相を示すマーク（GUI）1305を表示装置211に表示し、ユーザがこのマーク1305を操作することによって、任意の位置に、再構成心位相を設定するようにしてもよい。この表示画面には、撮像に平行して取得した心電図や心電波形を、時間軸を揃えて表示するようにしてもよい。これによりユーザは撮影目標心位相と管電流とがずれていた場合にも適切な再構成心位相を指定することができる。

＜ステップＳ44＞
画像対生成部310は、設定された再構成心位相（画像再構成位置）をもとに、図６に示した第一画像の領域及び第二画像の領域を選択して第一画像及び第二画像を生成する。

＜ステップＳ45＞
画像対生成後の処理は、図５に示す実施形態１と同様であり、フィルタのパラメータ調整（S53）、フィルタリング処理（S54）、画素値の標準偏差算出（S55）、動きの有無判定（S56）、画素値の正規化（S57）、動きベクトル算出（S58）などを行う。ただし図５の処理に含まれる管電流情報の取得（S52）については、既に上記ステップS41で平均管電流値或いは平均管電流比が算出されているので、動き検出に用いられた画像対について算出されていた値を利用することができ、処理を省略することが可能である。

本実施形態によれば、再構成条件設定の段階で、動き補正に用いる画像対の適正化を図ることができ、動き補正の実効性を向上することができる。

以上の実施形態ではノイズ量の指標として管電流の値を用いたが、他にも画像対のノイズ差の傾向に影響を与える情報を用いることができる。例えば、管電圧の値を用いて、管電流と同様に透過Ｘ線データ取得時のノイズ量の指標を算出することができる。また、再構成方法、再構成フィルタ関数、検出器配列等によってノイズの傾向が変わるため、これらの1つ以上を加えてノイズ量の指標を算出してもよい。ここで、再構成方法とは、フィルタ補正逆投影法や逐次近似法である。再構成フィルタ関数は、心臓向け、肺野向け、頭部向け等で異なるフィルタ関数である。検出器配列とは、検出器の列数（16列、64列、256列等）である。

1：Ｘ線ＣＴ装置、3：被写体、10：撮像部、20：操作部、100：ガントリ、101: 寝台装置、102：Ｘ線発生装置、103：Ｘ線検出装置、104：コリメータ装置、105：高電圧発生装置、107：駆動装置、106：データ収集装置、200：中央制御装置、210：入出力装置、211：表示装置、212：入力装置、213：記憶装置、301：画像再構成部、302：画像処理部、310：画像対生成部、330：フィルタリング部、340：管電流算出部、350：動き情報取得部、351：動き判定部、352：動き検出部、360:再構成心位相設定部

Claims (12)

1. 被写体の周囲を回転するＸ線源及びＸ線検出器を有し、所定の角度範囲について前記被写体の透過Ｘ線データを取得する撮像部と、前記撮像部が取得した透過Ｘ線データを用いて再構成画像を生成する画像再構成部と、画像処理部と、を備え、
   前記画像処理部は、
   前記透過Ｘ線データの一部を用いて、正対する位置の画像対を生成する画像対生成部と、
   前記画像対生成部が生成した画像対のそれぞれに対しノイズ低減を行うノイズ低減部と、
   ノイズ低減後の画像対を用いて、スキャン中の被写体の動き情報を取得する動き情報取得部と、を備え、
   前記ノイズ低減部は、前記画像対に含まれる画像それぞれのノイズ量の指標の関係に基づき、前記画像対のそれぞれをノイズ低減し、
   前記画像再構成部は、前記動き情報取得部が算出した動き情報を用いてスキャン中の被写体の動きを補正して再構成画像を生成することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
2. 請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置であって、
   前記ノイズ低減部は、前記ノイズ量の指標として、前記画像対の生成に用いた各透過Ｘ線データ取得時の管電流を用いることを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
3. 請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置であって、
   前記ノイズ低減部は、フィルタと当該フィルタの平滑化パラメータを調整するパラメータ調整部とを備え、前記パラメータ調整部は、前記画像対の各画像用データ取得時の平均管電流値及び平均管電流値の比の少なくとも一方に基づいて、前記パラメータを調整することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
4. 請求項３に記載のＸ線ＣＴ装置であって、
   前記パラメータ調整部は、各画像用データ取得時の前記平均管電流値が小さい方の平滑化度を前記平均管電流値が大きい方の平滑化度より高く調整することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
5. 請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置であって、
   前記動き情報取得部は、ノイズ低減後の画像対を用いて、動きの有無を判定する動き判定部を備え、前記動き判定部の結果に基づいて、前記画像対のそれぞれに対し正規化処理を行うことを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
6. 請求項５に記載のＸ線ＣＴ装置であって、
   前記動き判定部は、複数の前記画像対について、それぞれ差分画像を算出し、各差分画像の画素値の標準偏差を用いて動きの有無を判定することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
7. 請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置であって、
   心電同期撮影時の再構成心位相を設定する心位相設定部をさらに備え、
   前記心位相設定部は、複数の心位相の範囲に亘って、透過Ｘ線データから生成される画像対における各画像の平均管電流値及び平均管電流比の少なくとも一方を算出し、算出結果を用いて算出された心位相の範囲について、動き補正可能心位相領域を判定することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
8. 請求項７に記載のＸ線ＣＴ装置であって、
   前記心位相設定部は、判定した動き補正可能心位相領域に、前記再構成心位相を設定することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
9. 請求項７に記載のＸ線ＣＴ装置であって、
   前記心位相設定部は、判定した動き補正可能心位相領域を表示装置に表示し、ユーザによる再構成心位相の設定を受け付けることを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
10. Ｘ線ＣＴ装置が収集した透過Ｘ線データを受け付け動き補正画像再構成を行う画像処理装置であって、
    前記透過Ｘ線データの一部を用いて、正対する位置の画像対を生成する画像対生成部と、
    前記画像対生成部が生成した画像対のそれぞれに対し、前記画像対に含まれる画像それぞれのノイズ量の指標の関係に基づき調整した平滑度で、ノイズ低減を行うノイズ低減部と、
    ノイズ低減後の画像対を用いて、スキャン中の被写体の動き情報を取得する動き情報取得部と、
    前記動き情報取得部が算出した動き情報を用いてスキャン中の被写体の動きを補正したＣＴ画像を生成する画像再構成部と、
    を備えることを特徴とする画像処理装置。
11. 透過Ｘ線データを用いて、スキャン中の被写体の動きを補正してＣＴ画像を画像再構成する方法であって、
    透過Ｘ線データの一部を用いて、一対の画像を生成し、
    前記一対の画像のそれぞれに対しノイズ低減を行い、その際、一対の画像に含まれる画像それぞれのノイズ量の指標の関係に基づいて、ノイズ低減時のフィルタリング平滑度を調整し、
    ノイズ低減後の一対の画像から前記被写体の動き情報を取得し、
    前記動き情報と前記透過Ｘ線データとを用いて再構成することを特徴とする動き補正画像再構成方法。
12. 請求項１１記載の動き補正画像再構成方法であって、
    ノイズ低減後の一対の画像の差分画像を生成し、当該差分画像の画素値の標準偏差を用いて前記被写体の動きの有無を判定し、
    判定結果に基づき、前記一対の画像の正規化処理を行うことを特徴とするＣＴ画像の動き補正再構成方法。

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