JP5514397B2 - 画像表示装置およびｘ線断層撮影装置 - Google Patents

Description

本発明は、例えば時系列に並んだ三次元画像からなる四次元画像として画像表示するＮ次元画像表示装置およびそれを利用したＸ線断層撮像装置に関するものである。

例えばＸ線断層撮像装置の一つであるＸ線ＣＴ装置により、被検体における病変部の診断するために、被検体の断層像を得た後に画像処理を施すことにより三次元画像として表示する方法が知られている。しかし、時系列三次元画像である四次元画像の効果的な画像表示方法は知られていなかった。また、三次元画像を二次元画像にして表示する技術として再投影表示（Re-projection），ＭＩＰ表示（Maximum
Intensity Projection：最大輝度投影）などが知られている。
特開２００６−３２０６３１

上述した再投影表示やＭＩＰ表示を用いて四次元画像に適用する場合、四次元画像を二次元のモニタに表示可能な二次元画像にするには、次元を２つ落とさなければならず簡単ではなかった。

本発明はかかる問題点に対応するためのものであり、本発明の目的は、時系列三次元画像である四次元画像に対して、ある画素値の範囲の領域のある時間範囲における変化を表示できる方法、表示できる装置を実現することを目的とする。
また、本発明の別の目的は、Ｘ線断層撮像装置の時系列三次元画像に対し、所定領域の時間範囲における変化を表示できるようにすることである。

本発明の目的を実現するためには、時系列三次元画像である四次元画像において、所定領域に対して時間軸方向の射影処理を行い、三次元画像に変換して三次元画像の表示を行い、ある画素値の範囲の領域の時間的変化を表示できる。

第１の観点の四次元画像表示装置は、本時系列に並んだＮ−１次元画像をＮ次元画像として、画像を入力する画像入力部と、このＮ次元画像を時間方向に射影処理を行う射影処理部と、この射影処理部で射影処理したＮ次元画像をＮ−１次元画像として画像表示を行う画像表示部とを提供する。
上記第１の観点におけるＮ次元画像表示装置においては、時系列Ｎ−１次元画像であるＮ次元画像を時間軸方向の射影により次数をＮ−１次元にすることができ、従来技術でも表示できると同時に、時間軸方向の縮退により、ある時間範囲の変化をＮ−１次元連続領域にすることができる。

第２の観点のＮ次元画像表示装置において、射影処理手段は、時系列Ｎ−１次元画像をＮ次元画像上のある限られたＣＴ値の範囲に対して、時間方向の射影処理を行うことを特徴とする。
Ｎ次元画像のある画素値の範囲に対して時間軸方向の射影処理を行うことにより、ある定められた画素値範囲における時間範囲の変化をＮ−１次元空間で連続領域にすることができる。

第３の観点の射影処理部は、時系列に並んだＮ−１次元画像をＮ次元画像として、時間方向に再投影処理又は時間方向にＭＩＰ処理を行う。
上記第３の観点におけるＮ次元画像表示装置においては、時系列Ｎ−１次元画像であるＮ次元画像のある画素値の範囲に対して、時間軸方向の縮退を行うことにより、ある時間範囲の変化をＮ−１次元空間で連続領域にすることができ、次数が下がった分、表示しやすくできる。時間軸方向の再投影処理は、ある時間範囲の平均画素値又は画素値の合計として画像表示することができ、ある時間範囲の変化を見やすくできる。時間軸方向のＭＩＰ処理は、ある時間範囲の最大画素値を画像表示することができ、ある時間範囲の変化をコントラストよく表示できる。

第４の観点におけるＮ次元画像表示装置において、射影処理部は、時刻ごとに色を変えた再投影処理又はＭＩＰ処理を行うことを特徴とする。
上記第４の観点におけるＮ次元画像表示装置においては、時間軸方向に射影して縮退する際に各時刻ごとのＮ−１次元画像の色を変えることにより、時間軸方向に再投影処理すると、関心のある画素値の範囲にある動く物体の軌跡が色の変化で違うことができるため、動きの方向・速度を認識しやすい表示ができる。また、時間軸方向に最大値射影して縮退する際に各時刻のＮ次元画像の色を変えることにより、時間軸方向のＭＩＰ処理をすると最大値を取った時刻が色の変化でわかり、関心のある画素値の範囲にある動く物体の動きの変化が認識しやすくできる。

第５の観点のＮ次元画像表示装置において、射影処理部は適応型再投影処理を行う。
時間軸方向の適応型再投影処理を行うことにより、ある定められた時間範囲の平均画素値又は画素値の合計として画像表示をすることができ、ある時間範囲の変化を見やすくできる。

第６の観点のＮ次元画像表示装置において、射影処理部は適応型ＭＩＰ処理を行う。
時間軸方向の適応型ＭＩＰ処理を行うことにより、ある時間範囲の最大画素値を画像表示することができ、ある時間範囲の変化をコントラスト良く表示できる。

第７の観点のＸ線断層撮像装置は、Ｘ線発生装置と、相対してＸ線を検出する多列Ｘ線検出器とを、Ｘ線発生装置と多列Ｘ線検出器との間にある回転中心のまわりに回転運動をさせながら、被検体を透過したＸ線投影データを収集して断層像を撮影する。そして、断層像を時系列な並んだＮ次元画像として、入力する画像入力部と、このＮ次元画像を時間方向に射影処理を行う射影処理部と、この射影処理部で射影処理したＮ次元画像をＮ−１次元画像として画像表示を行う画像表示部と、を含む。
第７の観点におけるＸ線断層撮像装置は、時系列Ｎ−１次元画像であるＮ次元画像を時間軸方向に射影処理を行うことでＮ−１次元画像にすることができ、通常のＮ−１次元画像表示技術により、ある時間範囲の変化をＮ−１次元表示できる。特にＸ線断層撮像装置は、造影剤の動き・軌跡を画像化して見やすくすることができる。

第８の観点のＸ線断層撮像装置は、Ｎ次元画像のある時刻における注目画素に対して、時系列な並んだＮ次元空間フィルタの処理を行う。
第８の観点におけるＸ線断層撮像装置は、注目画素に対してＮ次元空間フィルタの処理を施すことにより、注目画素の時間軸特性又は空間軸特性を調節することができる。したがって良い画質、S／Ｎの画像により造影剤の軌跡を画像化することができる。

第９の観点では、Ｘ線投影データを収集するスキャンは、シネスキャン又はヘリカルスキャンである。
特にＮ−１次元画像再構成によるシネスキャンにおいては、ｚ方向に広がった範囲の時間的な変化を見る撮影方法であり、造影された血管の変化、造影剤の動きを見たり、再投影表示・ＭＩＰ表示により、造影剤の軌跡から示される血管の形状を見たりするには適した撮影方法である。また、特にヘリカルピッチが遅い場合には、ｚ方向にオーバーラップした各時刻の連続断層像によるＮ−１次元表示が可能である。

第１０の観点Ｘ線断層撮像装置において、射影処理部は、時系列Ｎ−１次元画像をＮ次元画像上のある限られたＣＴ値の範囲に対して、時間方向の射影処理を行う。
ある時間範囲の変化をＮ−１次元空間で連続領域にすることができる。

第１１の観点のＸ線断層撮像装置は、射影処理部が、時系列に並んだＮ−１次元画像Ｎ次元画像として、時間方向に再投影処理又は時間方向にＭＩＰ処理を行う。
第１１の観点におけるＸ線断層撮像装置は、時間軸方向に再投影処理を行うことで、断層像のＣＴ値の時間的変化をＳ／Ｎ良くＮ−１次元表示できる。時間軸方向に射影して縮退する際に再投影処理を行うことで、各時刻の情報が均等な重みで縮退され、ＣＴ値の高い領域又は造影剤又は動く物体の軌跡を正しく表示することができる。特にＸ線ＣＴ装置の断層像においては、Ｘ線線量に応じたＸ線量子雑音（ノイズ）が存在している。時間軸方向の再投影処理により、時間軸方向に連続断層像であるＮ−１次元画像の各画素が加算されるため、各画素のＳ／Ｎは良くなる。また、時間軸方向にＭＩＰ処理を行うことで、時間的変化をコントラスト良くＮ−１次元表示できる。

第１２の観点では、射影処理部は、時刻ごとに色を変えた再投影処理又はＭＩＰ処理を行うことを特徴とする請求項７に記載のＮ次元画像表示装置。
第１２の観点におけるＸ線断層撮像装置においては、時間軸方向に射影して縮退する際に各時刻のＮ−１次元画像の色を変えることにより、時間軸方向に再投影処理すると、色の変化がＣＴ値の高い領域又は造影剤又は物体の動きの変化となる。各時刻のＮ−１次元画像の色を変えて、時間軸方向に画像加算を行って再投影処理を行うと、各時刻のＮ−１次元画像が重なり合っていると、各時刻のＮ−１次元画像の色が混ざり合い、その中間色も表示されて来る。この中間色も含めた微妙な色の変化具合から各時刻における造影剤の動きも詳細に認識できる。時間軸方向に画像加算を行ってＭＩＰ処理を行うと、各時刻のＮ−１次元画像の色を変えて時間軸方向に最大値射影を行い、時間軸方向に縮退させると、特に造影剤の最大値が優先的に表示されるので、造影剤のピークである最大値の動きをより認識しやすくなる。

第１３の観点の画像入力部は、Ｎ次元画像の中で所定領域のＣＴ値の時間的変化を考慮して、Ｘ線投影データを収集するスキャンの間隔を決める。
Ｎ次元画像を時間軸方向に射影してＮ−１次元データに縮退させて、連続なＮ−１次元領域にする際には、時系列Ｎ−１次元画像の時間軸方向のサンプリング間隔が充分に密な間隔である必要がある。このため、ある所定領域の時間的変化に合った時系列Ｎ−１次元画像の時間軸方向のサンプリング間隔が必要となる。この時間軸方向のサンプリング間隔を充分考慮することで、所定範囲あるＣＴ値は時間軸方向の射影で連続なＮ−１次元領域にすることができる。一度、Ｘ線投影データを撮影した後は、時間軸方向の各時刻におけるＮ−１次元画像のサンプリング間隔は短くすることは可能である。

第１４の観点のＸ線断層撮像装置において、射影処理部は時間軸方向の適応型再投影処理である。

第１５の観点のＸ線断層撮像装置において、射影処理部は時間軸方向の適応型ＭＩＰ処理である。

第１６の観点のＸ線断層撮像装置は、あるＣＴ値の範囲の領域の時間的変化を考慮して、各断層像の時系列間隔を決めて画像再構成を行う画像再構成手段を含む。

第１７の観点のＸ線断層撮像装置は、あるＣＴ値の範囲の領域の時間的変化及びその領域の広がった大きさを考慮して、各断層像の時系列間隔を決めて画像再構成を行う画像再構成手段を含む。

本発明の効果としては、時系列三次元画像である四次元画像に対して、所定領域に対して、時間軸方向の射影処理を行い、三次元画像に変換して三次元画像の表示を行い、ある画素値の範囲の領域の時間的変化を表示できる効果がある。
また、本発明の別の効果としては、Ｘ線ＣＴ装置において時系列三次元画像である四次元画像に対して、あるＣＴ値の範囲の領域に対して、時間軸方向の射影処理を行い、三次元画像に変換して、三次元画像表示であるＣＴ値の範囲の領域の時間的変化を表示できる効果がある。

＜Ｘ線ＣＴ装置の全体構成＞
図１は、本発明の一実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置１００の構成ブロック図である。このＸ線ＣＴ装置１００は、操作コンソール１と、撮影テーブル１０と、走査ガントリ２０とを具備している。

操作コンソール１は、操作者の入力を受け付けるキーボード又はマウスなどの入力装置２と、前処理、画像再構成処理、後処理などを実行する中央処理装置３と、走査ガントリ２０で収集したＸ線検出器データを収集する画像入力部５（データ収集バッファ）とを具備している。さらに、操作コンソール１は、Ｘ線検出器データを前処理して求められた投影データから画像再構成した断層像を表示するモニタ６と、プログラムやＸ線検出器データや投影データやＸ線断層像を記憶する記憶装置７とを具備している。記憶装置７は時刻ごとの断層像を記憶する。また、撮影条件の入力はこの入力装置２から入力され、記憶装置７に記憶される。撮影テーブル１０は、被検体を乗せて走査ガントリ２０の開口部に出し入れするクレードル１２を具備している。クレードル１２は撮影テーブル１０に内蔵するモータで昇降およびテーブル直線移動される。

走査ガントリ２０は、Ｘ線管２１と、Ｘ線コントローラ２２と、コリメータ２３と、ビーム形成Ｘ線フィルタ２８と、多列Ｘ線検出器２４と、データ収集装置（ＤＡＳ：Data Acquisition System）２５とを具備している。さらに、走査ガントリ２０は、被検体の体軸の回りに回転しているＸ線管２１などを制御する回転部コントローラ２６と、制御信号などを操作コンソール１や撮影テーブル１０とやり取りする制御コントローラ２９とを具備している。ビーム形成Ｘ線フィルタ２８は撮影中心である回転中心に向かうＸ線の方向にはフィルタの厚さが最も薄く、周辺部に行くに従いフィルタの厚さが増し、Ｘ線をより吸収できるようになっているＸ線フィルタである。このため、円形又は楕円形に近い断面形状の被検体の体表面の被曝を少なくできるようになっている。

中央処理装置３は、前処理部３１、ビームハードニング処理部３３、画像再構成部３４および、射影処理部３５を有している。
前処理部３１は、データ収集装置２５で収集された生データに対して、オフセット補正、対数変換、Ｘ線線量補正及びチャネル間感度補正から構成される前処理を実行する。

ビームハードニング処理部３３は、投影データのビームハードニングを補正処理する。ビームハードニングとは、同一材質でも透過厚さによりＸ線吸収が変化し、断層像上のＣＴ値（輝度）が変わってしまう現象で、特に被検体を透過した放射線のエネルギー分布が高エネルギー側に偏ることをいう。このため、投影データの列方向、チャネル方向に対して、ビームハードニングを補正する。

画像再構成部３４は、前処理部３１で前処理されたＸ線投影データを受け、そのＸ線投影データに基づいて画像を再構成する。Ｘ線投影データは、周波数領域に変換する高速フーリエ変換(ＦＦＴ：Fast Fourier
Transform)がなされて、それに再構成関数Kernel(j)を重畳し、逆フーリエ変換する。そして、画像再構成部３４は、再構成関数Kernel(j)を重畳処理した投影データに対して、三次元逆投影処理を行い、被検体ＨＢの体軸方向（Ｚ方向）ごとに断層像（ｘｙ平面）を求める。画像再構成部３４は、この断層像を記憶装置７に記憶させる。
射影処理部３５は、記憶装置７に記憶された投影データ、断層像又は三次元もしくは四次元画像から、時間方向に三次元再投影処理又は時間方向に三次元ＭＩＰ処理を行う。

＜Ｘ線ＣＴ装置の動作フローチャート＞
図２は、本実施形態のＸ線ＣＴ装置についての動作の概要を示すフローチャートである。ステップＰ１では、被検体をクレードル１２に乗せ、位置合わせを行う。ここでは、クレードル１２の上に乗せられた被検体は各部位の基準点に走査ガントリ２０のスライスライト中心位置を合わせる。そして、スカウト像（スキャノ像、Ｘ線透視像ともいう。）収集を行う。スカウト像撮影では、Ｘ線管２１と多列Ｘ線検出器２４とを固定させ、クレードル１２を直線移動させながらＸ線検出器データのデータ収集動作を行う。ここでは、スカウト像は通常０度，９０度のビュー角度位置で撮影される。なお、部位によっては例えば頭部のように、９０度スカウト像のみの場合であってもよい。図２中の右側は、０度で胸部付近のを撮影したスカウト像４１の例である。このスカウト像４１上から断層像の撮影位置を計画できる。

ステップＰ２では、スカウト像４１上に撮影する断層像の位置、大きさを表示させながら撮影条件設定を行う。スカウト像４１中に示した点線は、断層像画像の位置である。本実施形態では、アキシャルスキャン、シネスキャン、ヘリカルスキャン、可変ピッチヘリカルスキャン、ヘリカルシャトルスキャンなどの複数のスキャンパターンを有している。コンベンショナルスキャンとは、クレードル１２をｚ軸方向に所定の間隔で移動するごとにＸ線管２１および多列Ｘ線検出器２４を回転させてＸ線投影データを取得するスキャン方法である。ヘリカルスキャンとは、Ｘ線管２１と多列Ｘ線検出器２４からなるＸ線データ収集系が回転しながらクレードル１２を一定速度で移動させ、Ｘ線投影データを収集する撮影方法である。可変ピッチヘリカルスキャンとは、ヘリカルスキャンと同様にＸ線管２１および多列Ｘ線検出器２４からなるＸ線データ収集系を回転させながらクレードル１２の速度を可変させてＸ線投影データを収集する撮影方法である。ヘリカルシャトルスキャンとは、ヘリカルスキャンと同様にＸ線管２１および多列Ｘ線検出器２４からなるＸ線データ収集系を回転させながらクレードル１２を加速・減速させて、ｚ軸の正方向又はｚ軸の負方向に往復移動させてＸ線投影データを収集するスキャン方法である。これらの複数の撮影を設定すると、各々の撮影のＸ線線量情報の表示を行う。

断層像の撮影条件設定においては、Ｘ線ＣＴ装置１００の自動露出機構を用いることにより、被検体の被曝を最適化することもできる。また、この断層像撮影条件設定において、被検体ＨＢの体軸方向（Ｚ方向）の範囲、および撮影時間を設定する。つまり、異なる時刻の断層像を確認するための設定を行う。

ステップＰ３ないしステップＰ９では、断層像撮影を行う。ステップＰ３において、Ｘ線データ収集を行う。ここでヘリカルスキャン又は可変ピッチヘリカルスキャン又はヘリカルシャトルスキャンによってデータ収集を行う場合には、Ｘ線管２１と多列Ｘ線検出器２４とを被検体の回りに回転させ、かつ、撮影テーブル１０上のクレードル１２を直線移動させながら、Ｘ線データ収集動作を行う。そして、ビュー角度viewと、検出器列番号jと、チャネル番号ｉとで表わされるＸ線検出器データＤ０（view，j，ｉ）（j＝１〜ＲＯＷ，ｉ＝１〜ＣＨ）にｚ方向座標位置Zｔable（view）を付加させる。このようにヘリカルスキャン又は可変ピッチヘリカルスキャン又はヘリカルシャトルスキャンにおいては、Ｘ線投影データとともに、各ビューのｚ方向座標位置情報のデータ収集も行う。このｚ方向座標位置はＸ線投影データ（Ｘ線検出器データ）に付加させても良いし、また別ファイルとしてＸ線投影データと関連付けて用いても良い。ヘリカルシャトルスキャン、可変ピッチヘリカルスキャン時にＸ線投影データを三次元画像再構成する場合に、このｚ方向座標位置の情報を用いることが好ましい。また、ヘリカルスキャン又はコンベンショナルスキャン又はシネスキャン時に用いることにより、画像再構成された断層像の精度改善、画質改善を実現することもできる。

このｚ方向座標位置は撮影テーブル１０のクレードル１２の位置制御データを用いても良いし、撮影条件設定時に設定された撮影動作から予測される各時刻におけるｚ方向座標位置を用いることもできる。また、コンベンショナルスキャン又はシネスキャンによってＸ線データ収集を行う場合には、撮影テーブル１０上のクレードル１２を、あるｚ方向位置に固定させたまま、Ｘ線データ収集系を１回転又は複数回転させてＸ線データ収集を行う。そして、必要に応じて、次のｚ方向位置に移動した後に、再度Ｘ線データ収集系を１回転又は複数回転させてＸ線データ収集を行う。

ステップＰ４では、前処理部３１が前処理を行う。ここでは、Ｘ線検出器データＤ０(view，j，ｉ)に対して前処理を行い、投影データに変換する。具体的には、オフセット補正を行い、対数変換を行い、Ｘ線線量補正を行い、そして感度補正を行う。
ステップＰ５では、ビームハードニング処理部３３がビームハードニング補正を行う。ここでは、前処理された投影データＤ１ (view，j，ｉ)に対して、ビームハードニング補正を行う。この時、検出器の各j列に独立したビームハードニング補正を行なえるため、撮影条件で各Ｘ線データ収集系の管電圧が異なっていれば、列ごとの検出器のＸ線エネルギー特性の違いを補正できる。

ステップＰ６では、画像再構成部３４がｚフィルタ重畳処理を行う。ここでは、ビームハードニング補正された投影データＤ１１(view，j，ｉ)に対して、ｚ方向(列方向)のフィルタをかけるｚフィルタ重畳処理を行う。すなわち、各ビュー角度、各Ｘ線データ収集系における前処理後、ビームハードニング補正された多列Ｘ線検出器Ｄ１１(view，j，ｉ) (ｉ＝１〜ＣＨ， j＝１〜ＲＯＷ)の投影データに対し、列方向に例えば列方向フィルタサイズが５列のフィルタをかける。

ステップＰ７では、画像再構成部３４が再構成関数重畳処理を行う。すなわち、Ｘ線投影データを周波数領域に変換するフーリエ変換（Fourier Transform）を行い、再構成関数を掛け、逆フーリエ変換する。

ステップＰ８では、画像再構成部３４が三次元逆投影処理を行う。ここでは、再構成関数重畳処理した投影データＤ１３(view，j，ｉ)に対して、三次元逆投影処理を行い、逆投影データＤ３(ｘ，ｙ，ｚ)を求める。画像再構成される画像はｚ軸に垂直な面である。ｘｙ平面に三次元画像再構成される。以下の再構成領域Pはｘｙ平面に平行なものとする。

ステップＰ９では、画像再構成部３４が後処理を行う。逆投影データＤ３（ｘ，ｙ，ｚ）に対して画像フィルタ重畳、ＣＴ値変換などの後処理を行い、断層像Ｇ（ｘ，ｙ，ｚ）を得る。この後処理の画像フィルタ重畳処理では、三次元逆投影後の断層像をＧ（ｘ，ｙ，ｚ）とし、画像フィルタ重畳後のデータを得る。この断層像の画像再構成をｚ方向に連続した断層像に繰り返し行うことによって、ｚ方向に連続な断層像としての三次元画像が得られる。

ステップＰ１０では、射影処理部３５は時系列三次元画像の時間軸方向の射影処理を行う。この時系列三次元画像については後述する。
ステップＰ１１では、モニタ６は三次元画像表示を行う。ここでは、ｚ方向に連続に撮影された断層像を、時系列に並んだ四次元ＭＩＰ（Maximum Intensity Projection）画像のうちある時点の三次元ＭＩＰ画像４３を示す。その他各種の画像表示方法があるが、操作者は、診断用途より、適宜画像表示方法を使い分けて利用する。

＜時系列の断層像＞
ステップＰ９までに得られた時系列なシネスキャンおよびヘリカルスキャンの画像を図３（ａ），図３（ｂ）に示す。図３（ａ）は、シネスキャンの各時系列断層像を示す図であり、（ｂ）は、ヘリカルスキャンの各時系列断層像を示す図である。

図３（ａ）に示すシネスキャンの時系列断層像は、ｚ方向にＸ線ビームの照射されている多列Ｘ線検出器２４のｚ方向座標範囲[ｚ１，ｚＮ]分の断層像が時間方向に[ｔ_ｎ，ｔ_ｎ＋２]の範囲で得られたものである。
図３（ａ）のシネスキャンでは、あるｚ方向座標位置で複数回転のデータ収集を行い、以下のような時系列三次元画像が得られる。但し、図３（ａ）では、時刻ｔ_ｎの断層像から時刻ｔ_ｎ＋２の断層像がずれて描いてあるが、これは理解を助けるものであって実際は時刻の異なる断層像は重なっている。
時刻ｔ_ｎの断層像Ｇｃ（ｔ_ｎ，ｚ１），Ｇｃ（ｔ_ｎ，ｚ２），…Ｇｃ（ｔ_ｎ，ｚＮ−１），Ｇｃ（ｔ_ｎ，ｚＮ），
時刻ｔ_ｎ＋１の断層像Ｇｃ（ｔ_ｎ＋１，ｚ１），Ｇｃ（ｔ_ｎ＋１，ｚ２），…Ｇｃ（ｔ_ｎ＋１，ｚＮ−１），Ｇｃ（ｔ_ｎ＋１，ｚＮ），
時刻ｔ_ｎ＋２の断層像Ｇｃ（ｔ_ｎ＋２，ｚ１），Ｇｃ（ｔ_ｎ＋２，ｚ２），…Ｇｃ（ｔ_ｎ＋２，ｚＮ−１），Ｇｃ（ｔ_ｎ＋２，ｚＮ）

図３（ａ）に示すように、ある時間間隔ｔｎ−１≦ｔｎ≦ｔｎ＋１の間において共通な三次元領域g(ｘ，ｙ，ｚ，ｔ)が存在する。つまり、この共通な三次元領域が時系列に三次元画像が変化して行く領域となる。

また、多列Ｘ線検出器２４を用いたＸ線ＣＴ装置１００では、ヘリカルスキャンにおいて三次元画像再構成を行うことにより、１枚のＧｈ（ｔ_ｎ，ｚ）の断層像だけでなく、複数のＮ枚の断層像Ｇｈ（ｔ_ｎ，ｚ１），Ｇｈ（ｔ_ｎ，ｚ２），…Ｇｈ（ｔ_ｎ，ｚＮ−１），Ｇｈ（ｔ_ｎ，ｚＮ）を得ることもできる。図３（ｂ）は、低ヘリカルピッチ（例えばヘリカルピッチ０．２）の場合を示している。この場合、Ｇｈ（ｔｉ，ｚj）とＧｈ（ｔk，ｚl）とが重なるように画像再構成もできる。つまり、時刻の異なる断層像であってもｚ座標が同じ位置の複数の断層像が画像再構成できる。

図３（ｂ）に示すヘリカルスキャンの時系列断層像では、
時刻ｔ_ｎにおいてはｚ方向座標範囲[ｚ_ｎ１，ｚ_ｎＮ]の断層像が得られ、
時刻ｔ_ｎ＋１においてはｚ方向座標範囲[ｚ_ｎ＋１１，ｚ_ｎ＋１Ｎ]の断層像が得られ、
時刻ｔ_ｎ＋２においてはｚ方向座標範囲[ｚ_ｎ＋２１，ｚ_ｎ＋２Ｎ]の断層像が得られている。

時刻ｔ_ｎの断層像Ｇｃ（ｔ_ｎ，ｚ１），Ｇｃ（ｔ_ｎ，ｚ２），…Ｇｃ（ｔ_ｎ，ｚＮ−１），Ｇｃ（ｔ_ｎ，ｚＮ）をｚ方向に組み合わせると、ある時刻の三次元画像Cine ３D（ｔ）が得られる。したがって、時系列に[ｔ_ｎ，ｔ_ｎ＋ｍ]までの範囲の三次元画像を抽出すると、時系列三次元画像となる。また、あるｚ方向位置の断層像の時間的変化を得るには、Ｇｃ（ｔ_ｎ，ｚｉ），Ｇｃ（ｔ_ｎ＋１，ｚｉ），Ｇｃ（ｔ_ｎ＋２，ｚｉ），…Ｇｃ（ｔ_ｎ＋ｍ，ｚｉ）と選択する。すると時系列断層像が得られる。

図３（ｂ）において、スキャンピッチが隣り合う断層像と時系列に重なる場合、つまり、ｚ１１＝ｚ１，ｚ１２＝ｚ２１＝ｚ２，ｚ１３＝ｚ２２＝ｚ３１＝ｚ３、のような関係がある場合には、図３（ｂ）のヘリカルスキャンは、以下のようになる。
時刻ｔ_ｎの断層像Ｇｈ（ｔ_ｎ，ｚ１），Ｇｈ（ｔ_ｎ，ｚ２），…Ｇｈ（ｔ_ｎ，ｚＮ−１），Ｇｈ（ｔ_ｎ，ｚＮ），
時刻ｔ_ｎ＋１の断層像Ｇｈ（ｔ_ｎ＋１，ｚ２），Ｇｈ（ｔ_ｎ＋１，ｚ３），…Ｇｈ（ｔ_ｎ＋１，ｚＮ），Ｇｈ（ｔ_ｎ＋１，ｚＮ＋１），
時刻ｔ_ｎ＋２の断層像Ｇｈ（ｔ_ｎ＋２，ｚ３），Ｇｈ（ｔ_ｎ＋２，ｚ４），…Ｇｈ（ｔ_ｎ＋２，ｚ
Ｎ＋１），Ｇｈ（ｔ_ｎ＋２，ｚ Ｎ＋２）
時刻ｔ_ｎ＋ｍの断層像Ｇｈ（ｔ_ｎ＋ｍ，ｚｍ），Ｇｈ（ｔ_ｎ＋ｍ，ｚｍ＋１），…Ｇｈ（ｔ_ｎ＋ｍ，ｚ
Ｎ＋ｍ−２），Ｇｈ（ｔ_ｎ＋ｍ，ｚ Ｎ＋ｍ−１）

あるｚ方向位置の断層像の時系列変化は、ｚ方向座標が同じ位置のＧｈ（ｔ_ｎ，ｚＮ），Ｇｈ（ｔ_ｎ＋１，ｚＮ），Ｇｈ（ｔ_ｎ＋２，ｚＮ），…と選択することにより得ることができる。
また、Ｍ＜Ｎとし、断層像Ｇｈ（ｔ，ｚＭ），Ｇｈ（ｔ，ｚＭ＋１），…Ｇｈ（ｔ，ｚＮ）をｚ方向に組み合わせると、ｚ方向座標でｚＭからｚＮまでの範囲の三次元画像Helical ３D（ｔ）を得ることができ、時刻ｔ１からｔＭの範囲の時系列三次元画像を得ることができる。
Ｇｈ（ｔ１，ｚＭ），Ｇｈ（ｔ１，ｚＭ＋１），…Ｇｈ（ｔ１，ｚＮ），
Ｇｈ（ｔ２，ｚＭ），Ｇｈ（ｔ２，ｚＭ＋１），…Ｇｈ（ｔ２，ｚＮ），
……
Ｇｈ（ｔＭ，ｚＭ），Ｇｈ（ｔＭ，ｚＭ＋１），…Ｇｈ（ｔＭ，ｚＮ）

ヘリカルピッチを１よりも小さくすると、図３（ｂ）のように各時刻におけるｚ方向に取れる断層像の範囲において、オーバーラップする範囲が大きくなり、ある時間間隔ｔｎ−１≦ｔｎ≦ｔｎ＋１の間において共通な三次元領域g(ｘ，ｙ，ｚ，ｔ)が存在する。つまり、この共通な三次元領域が時系列に三次元画像が変化する領域となる。なお、ヘリカルピッチが０の場合は、シネスキャン相当する。

上述したシネスキャン、ヘリカルスキャンの他にも時間方向に連続して同一ｚ方向範囲のｚ方向連続断層像が撮影できるアキシャルシャトルスキャンとヘリカルシャトルスキャンがある。アキシャルシャトルスキャンの動作を図４に、ヘリカルシャトルスキャンの動作を図５に示す。図４および図５の左側の斜線領域は、投影データＤｗｏ取得している期間を示している。

図４に示すアキシャルシャトルスキャンにおいては、撮影テーブル１０のクレードル１２を動かしてｚ方向座標位置ｚ０，ｚ１においてアキシャルスキャンを交互に連続して撮影を行う。なお、この時の断層像はｚ方向に連続した間隔で撮影できるようにする。ｚ方向座標位置ｚ０におけるアキシャルスキャンの断層像をＧｚ０（１），Ｇｚ０（２），…Ｇｚ０（Ｎ）、ｚ方向座標位置ｚ１におけるアキシャルスキャンの断層像をＧｚ１（１），Ｇｚ１（２），…Ｇｚ１（Ｎ）とする。ただしＮは、アキシャルスキャンにおいて１回転で撮影する撮影スライス数とする。この時に、各々のｚ方向座標位置の各アキシャルスキャンの断層像の間隔を（数式１）のように、Δｚとする。

ただし、ｚｏ（ｉ）は断層像Ｇｚ０（ｉ）のｚ方向座標位置、ｚ１（ｉ）は断層像Ｇｚ１（ｉ）のｚ方向座標位置とし、ｉ＝１，…Ｎ−１とするとして、ｚ０（Ｎ）−ｚ１（１）＝Δｚ のようになるようにｚ方向座標位置ｚ０，ｚ１を定める。
…（数式１）

このようにして、交互にｚ方向座標位置ｚ０，ｚ１の撮影を繰り返す。時間方向には図４のタイミングチャートに示すように、［ｔ０，ｔ１］の時間でｚ方向座標位置ｚ０のアキシャルスキャン撮影のＸ線データ収集を行い、［ｔ１，ｔ２］の時間でｚ方向座標位置ｚ０からｚ１へ移動する。
また、［ｔ２，ｔ３］の時間でｚ方向座標位置ｚ１のアキシャルスキャン撮影のＸ線データ収集を行い、［ｔ３，ｔ４］の時間でｚ方向座標位置ｚ１からｚ０へ移動する。
さらに、［ｔ４，ｔ５］の時間でｚ方向座標位置ｚ０のアキシャルスキャン撮影のＸ線データ収集を行い、［ｔ５，ｔ６］の時間でｚ方向座標位置ｚ０からｚ１へ再度移動する。

これを繰り返すことで、図４のように１回のアキシャルスキャンのＸ線開口幅をｄとすると、ｚ方向に２ｄの範囲でｚ方向間隔Δｚの連続した断層像が得られる。この撮影方法は、特に頭部のパフュージョン撮影（Perfusion Scan）において有効である。例えば、ｄ＝４０ｍｍとし、１回の撮影を０．５秒、つまりｔ１−ｔ０＝０．５（秒）とし、１回の撮影テーブル１０のクレードル１２の移動時間を１秒、つまりｔ２−ｔ１＝１（秒）とすると、２ｄ＝８０ｍｍのｚ方向範囲の断層像が３秒間隔で更新される。このため、パフュージョン撮影においては造影剤の変化を３秒間隔で撮影して、３秒間隔の各画素の変化を計測することができる。これにより、従来シネスキャンにより１回のＸ線検出器のｚ方向幅で定まるｚ方向範囲４０ｍｍ幅のパフュージョン撮影しか行えなかったのが、アキシャルシャトルスキャンによりｚ方向範囲８０ｍｍ幅においてパフュージョン撮影が行え、ｚ方向に広範囲のパフュージョンの検査を行うことができる。なお、この時のｚ方向範囲ｚ０，ｚ１におけるアキシャルスキャンの断層像スライス厚はオーバーラップなしでΔｚとしても良いし、断層像スライス厚をオーバーラップありで２・Δｚとしても良い。

図５に示すヘリカルシャトルスキャンにおいては、撮影テーブル１０のクレードル１２を動かして、Ｘ線データ収集系をｚ方向座標位置ｚ０からｚ方向座標位置ｚ２まで相対的に移動させる。Ｘ線開口幅をｄとすると、以下の（数式２）のように距離Ｌの移動で距離Ｌ１のｚ方向範囲の部分の撮影を行うことができる。
…（数式２）

この距離Ｌ１の間においては、連続してΔｚの間隔で断層像を画像再構成することができる。なお、この時の距離Ｌ１の範囲のヘリカルシャトルスキャンの断層像は、スライス厚をオーバーラップなしのΔｚとしても良いし、スライス厚をオーバーラップありの２・Δｚとしても良い。Ｘ線データ収集系をｚ０→ｚ２→ｚ０→…ｚ２と連続して繰り返して動かすことにより、この距離Ｌ１の範囲の各ｚ方向座標位置において断層像撮影を繰り返し時間方向に連続撮影ができる。

時間方向には図５のタイミングチャートに示すように、［ｔ１０，ｔ１１］の時間でｚ方向座標位置ｚ０でのアキシャルスキャンを行い、Ｘ線データ収集も行う。
［ｔ１１，ｔ１２］の時間でｚ方向座標位置ｚ２まで撮影テーブル１０のクレードル１２を加速し、ある速度まで行ったら一定速度で動かし、減速させてｚ方向座標位置ｚ２に着く。
［ｔ１２，ｔ１３］の時間でｚ方向座標位置ｚ２でのアキシャルスキャンを行い、Ｘ線データ収集も行う。［ｔ１３，ｔ１４］の時間でｚ方向座標位置ｚ０まで撮影テーブル１０のクレードル１２を加速し、ある速度まで行ったら一定速度で動かし、減速させてｚ方向座標位置ｚ０に着く。
［ｔ１４，ｔ１５］の時間でｚ方向座標位置ｚ０でのアキシャルスキャンを行い、Ｘ線データ収集も行う。［ｔ１５，ｔ１６］の時間でｚ方向座標位置ｚ２まで撮影テーブル１０のクレードル１２を加速し、ある速度まで行ったら一定速度で動かし、減速させてｚ方向座標位置ｚ２に着く。

これを繰り返すことで図５に示すｚ方向範囲［ｚ０−ｄ／２，ｚ２＋ｄ／２］の距離Ｌ１の間の連続断層像を平均時間Δｔ１＝ｔ１２−ｔ１０の間隔で断層像撮影を行うことができる。
例えば、Ｘ線開口幅ｄ＝４０ｍｍとし、１回転０．４秒スキャンで最大のヘリカルピッチ１．３７５でテーブル速度１４０ｍｍ／秒程度とすると、ｚ方向範囲２００ｍｍの範囲を平均２秒弱間隔程度で断層像を繰り返し撮影することができる。

なお、ヘリカルシャトルスキャンにおいては、ｚ方向範囲の制限は特になく、撮影テーブル１０のクレードル１２が動けるだけ撮影することができる。このため、従来シネスキャンにより時間方向に連続した撮影はＸ線検出器のｚ方向幅で定まるＸ線開口幅ｄしかできなかったが、ヘリカルシャトルスキャンによるとｚ方向範囲の制限なく、時間方向に連続した撮影を行うことができる。

この撮影方法は、特に腹部、例えば肝臓のパフュージョン撮影において有効である。ｚ方向範囲２００ｍｍ程度あれば肝臓のパフュージョン検査や造影剤の動きを見るには充分である。また、時間方向にも約２秒間隔で断層像撮影が行えれば、肝臓の検査には充分である。また、肺野のようにｚ方向に長い臓器においても同様にｚ方向に広範囲の検査を行うことができる。

＜三次元再投影表示 ＭＩＰ表示＞
この三次元領域の時系列三次元画像に対して時間軸方向の再投影表示、ＭＩＰ表示を考えてみる。再投影表示とは一般的に、ｘｙｚ軸の三次元空間内で指定された再投影方向に画像値を加算、又は平均する再投影処理で処理された再投影画像Reproを表示する表示方法である。
図６（ａ）は三次元再投影の概念図であり、図６（ｂ）は、補間された断層像を示す図である。

三次元再投影画像Reproとは図６（ａ）のように、三次元画像の各画素値を再投影方向Ｒに沿って、再投影面ＲＳに積算した二次元画像である。例えば、Ｘ線フィルムによる透視像はＸ線焦点からの射影による場合の三次元再投影画像Reproとなる。この再投影画像Reproにより直観的に三次元の状態を把握しやすくなる。さらにこの再投影画像Reproを回転させながら眺めると三次元立体感が得られる。断層像の画素サイズに比べｚ方向の断層像間の間隔が粗い場合は、従来は図６（ｂ）のように、断層像Ｇｚ間の補間された画像(interpolated Ｇ)を作成後、再投影方向に積算していた。しかし、この場合、（１）画像メモリ容量が大きくなる、（２）処理する画素数が増すため三次元再投影画像Reproの作成時間がかかる、などの欠点がある。このため、“補間画像を作成後、積算する”のと数式上で等価なアルゴリズムとして、“補間画像を作らずに先に画像加算を行い、断層像間の補間されるべき画像を二次元空間フィルタリングで作成する”アルゴリズムも知られている。

このように、処理された再投影画像Reproを指定された再投影方向、例えば、方向ベクトル（ａ cosθ，ａ sinθ，ｂ）の方向で表示した後、θを０度から３６０度まで変化させて再投影方向を回転させて再投影表示画像を回転させることにより立体感が得られる。
また、ＭＩＰ（Maximum Intensity
Projection）表示とは、やはり三次元画像の各画素値を射影方向に沿って探索し、最大輝度（画素値の最大値）を求める。この処理をＭＩＰ表示画像の各画素の値とする。このＭＩＰ表示画像によっても直観的に三次元の状態を把握できる。さらにこのＭＩＰ表示画像を回転させながら眺めると三次元立体感が得られる。

図７は、時間軸方向の再投影表示および時間軸方向のＭＩＰ表示を示す図である。
図７に示すように、時間軸方向の再投影表示では、三次元空間的に同じ位置の画像領域ｇ(ｘ，ｙ，ｚ，ｔ)に対して、各時刻ｔ_ｎ−２，ｔ_ｎ−１……ｔ_ｎ＋２……ｔ_Ｎの画像領域ｇ(ｘ，ｙ，ｚ，ｔ_ｎ−２)，ｇ(ｘ，ｙ，ｚ，ｔ_ｎ−１)・・・・・・ｇ（ｘ，ｙ，ｚ，ｔＮ)を加算又は平均する。図７では加算の数式を記載している。このような処理をすることで、四次元再投影画像Repro(ｘ，ｙ，ｚ)を得ることができる。この三次元画像の再投影画像Repro(ｘ，ｙ，ｚ)は、三次元画像なので現在の三次元画像表示技術で表示可能である。

また、図７に示すように、時間軸方向のＭＩＰ表示では、三次元空間的に同じ位置の画像領域ｇ(ｘ，ｙ，ｚ，ｔ)に対して、各時刻ｔ_ｎ−２，ｔ_ｎ−１……ｔ_ｎ＋２……ｔ_Ｎの画像領域ｇ(ｘ，ｙ，ｚ，ｔ_ｎ−２)，ｇ(ｘ，ｙ，ｚ，ｔ_ｎ−１)・・・・・・ｇ（ｘ，ｙ，ｚ，ｔＮ)のうち、最大の画素値をその三次元位置の画像領域ｇ(ｘ，ｙ，ｚ，ｔ)とする。こうすることで四次元ＭＩＰ画像ＭＩＰ（ｘ，ｙ，ｚ）が得られる。なお、図７中の、Ｍaｘ[ ]は、[ ]内の各画素の最大値を取るものとする。

＜時間軸方向の再投影表示および時間軸方向のＭＩＰ表示のフロー＞
図８（ａ）に、射影処理部３５による時間軸方向の再投影表示、つまり四次元再投影表示のフローチャートを示す。
ステップｒ１では、射影処理部３５は、各座標値を初期化する。（ｘ，ｙ，ｚ）＝（０，０，０）とし，ｔ＝ｔｎとする。
ステップｒ２では、射影処理部３５は、時刻ｔ１〜 ｔＮまでの画素値を図８に記載した数式で加算又は平均する。
ステップｒ３では、ｘ，ｙ，ｚの各座標の終了チェックを行う。
ステップｒ４では、ｘ，ｙ，ｚの各座標の更新を行う。

なお、時系列ごとに色付けした四次元画像を表示する際には、射影処理部３５は、ステップｒ２とステップＣｒ２とを入れ替えることで色付けすることができる。
図８（ｂ）に示すステップＣｒ２は、時系列画素ｔ１〜ｔＮについてＮ＝５の場合
g（ｘ，ｙ，ｚ，ｔ１）をＲ成分に１００％
g（ｘ，ｙ，ｚ，ｔ２）をＲ成分に５０％，G成分に５０％
g（ｘ，ｙ，ｚ，ｔ３）をＧ成分に１００％
g（ｘ，ｙ，ｚ，ｔ４）をＧ成分に５０％，B成分に５０％
g（ｘ，ｙ，ｚ，ｔ５）をＢ成分に１００％
の画素値を各々の画素のＲＧＢ成分に割り振って入れる。こうすることで、射影処理部３５は、時系列ごとに色付けした四次元画像を表示することができる。

図９（ａ）に、射影処理部３５の時間軸方向のＭＩＰ表示、つまり四次元ＭＩＰ表示のフローチャートを示す。
ステップｍ１では、射影処理部３５は、各座標値を初期化する。（ｘ，ｙ，ｚ）＝（０，０，０），ｔ＝ｔｎ
ステップｍ２では、射影処理部３５は、図９に記載された数式で各画素の最大値を求める。
ただし、Ｍａｘ[ ]は、[ ]内の各画素の最大値を取るものとする。
ステップｍ３では、ｘ，ｙ，ｚの各座標の終了チェックを行う。
ステップｍ４では、ｘ，ｙ，ｚの各座標の更新を行う。

なお、時系列ごとに色付けした四次元四次元ＭＩＰを表示する際には、射影処理部３５は、ステップｍ２とステップＣｍ２とを入れ替えることで色付けすることができる。
図９（ｂ）に示す数式において、この最大値となった画素の時刻が
ｔ１ならば、その画素をＲ成分に１００％
ｔ２ならば、その画素をＲ成分に５０％，G成分に５０％
ｔ３ならば、その画素をＧ成分に１００％
ｔ４ならば、その画素をＧ成分に５０％，B成分に５０％
ｔ５ならば、その画素をＢ成分に１００％
の画素値を各々の画素のＲＧＢ成分に割り振って入れる。

＜造影剤撮影＞
次に、このようなフローチャートに基づき、造影剤撮影を行った場合の四次元再投影表示および四次元ＭＩＰ表示を説明する。
図１０（ａ）および（ｃ）は、各時刻ｔ_ｎの画像領域ｇ(ｘ，ｙ，ｚ，ｔ_ｎ)を示している。図１０（ｂ）および（ｄ）は、各時刻ｔ_ｎの画像領域ｇ(ｘ，ｙ，ｚ，ｔ_ｎ)を重ねた図である。図１１（ａ）は、時間間隔を短くした各時刻ｔ_ｎの画像領域ｇ(ｘ，ｙ，ｚ，ｔ_ｎ)を示している。図１１（ｂ）は各時刻ｔ_ｎの画像領域ｇ(ｘ，ｙ，ｚ，ｔ_ｎ)を重ねた図である。図１１（ｃ）は血管Ｖｅ内のＣＴ値の変化を描いた図である。

図１０（ａ）のように、流れて行く造影剤を時刻ｔ_ｎ−１，ｔ_ｎ，ｔ_ｎ＋１のタイミングで画像再構成又はＭＩＰ表示を行う場合、造影剤の流れｖ、造影剤のピークの幅ｗと画像再構成時間間隔Δｔ１の間には、以下の（数式３）の条件が必要である。
…（数式３）

ただし、造影剤のピークの幅は次のように定まる。ある時刻における造影剤を含んだ血管Ｖｅ内の各位置でのＣＴ値の造影剤のピークは、図１１（ｃ）のように描かれる。この時に図１１（ｃ）に示すように、造影剤として検出できるＣＴ値の閾値をＴｈ１とすると、Ｔｈ１以上のＣＴ値の範囲が造影剤のピークの幅wとして定まる。

この（数式３）の条件を満たすと、図１０（ｂ）のように、時刻ｔ_ｎ−１の造影剤の領域ｒ_ｎ−１と、時刻ｔ_ｎの造影剤の領域ｒ_ｎと、時刻ｔ_ｎ＋１の造影剤の領域ｒ_ｎ＋１が空間上に重なり合う。そして、再投影表示およびＭＩＰ表示を行った時に、時刻ｔ_ｎ−１の造影剤の領域ｒ_ｎ−１と、時刻ｔ_ｎの造影剤の領域ｒ_ｎと、時刻ｔ_ｎ＋１の造影剤の領域ｒ_ｎ＋１とが連続した造影された血管Ｖｅの三次元領域を示すことができる。つまり、各時刻ｔ_ｎ−１，ｔ_ｎ，ｔ_ｎ＋１においては、少しの体積の造影剤であるにもかかわらず、その造影剤の体積以上の大きな連続した血管Ｖｅの領域を造影して画像として画像表示を行うことができる。これは、臨床的には造影剤の低減を意味する。造影剤の低減により被検体の負担は多いに低減される。

しかし、この（数式３）の条件を満たせずに、図１０（ｃ）に示すように造影剤の流れｖ，造影剤のピーク幅ｗと画像再構成時間間隔Δｔ１が（数式４）のようになってしまうことがある。そうすると、時刻ｔ_ｎ−１の造影剤の領域ｒ_ｎ−１と、時刻ｔ_ｎの造影剤の領域ｒ_ｎと、図１０（ｄ）に示すように、時刻ｔ_ｎ＋１の造影剤の領域ｒ_ｎ＋１とが重ならなくなってしまい、連続した造影された血管Ｖｅの三次元領域を示すことができない。
…（数式４）

これを避けるためには、画像入力部５は、画像再構成時間間隔Δｔ１をより短くする必要がある。シネスキャン、ヘリカルスキャンいずれの場合においても、時間方向には連続してＸ線投影データが収集されているため、より細かい画像再構成時間間隔Δｔ２で画像再構成をするだけである。つまり、画像再構成の計算が増え、画像再構成される断層像の枚数、三次元画像が増えるだけである。図１０（ａ）又は（ｃ）よりも、より細かい画像再構成時間間隔Δｔ２で画像再構成を行った場合を図１１（ａ）に示す。ただし、例えば画像再構成時間間隔Δｔ２と画像再構成時間間隔Δｔ２は、Δｔ２はΔｔ１の半分とする。

図１１（ａ）の場合は、より細かい画像再構成時間間隔Δｔ２でｚ方向の連続断層像、つまり三次元画像が画像再構成されているので、時刻ｔ_ｎ−２の造影剤の領域ｒ_ｎ−２と、時刻ｔ_ｎ−１の造影剤の領域ｒ_ｎ−１と、時刻ｔ_ｎの造影剤の領域ｒ_ｎと、時刻ｔ_ｎ＋１の造影剤の領域ｒ_ｎ＋１と、時刻ｔ_ｎ＋２の造影剤の領域ｒ_ｎ＋２とは、充分空間的に重なり合うため造影された連続した血管Ｖｅの三次元領域を求めることができる。

なお、ＣＴ値の高い領域である少量の造影剤がｔ_ｎ−１，ｔ_ｎ，ｔ_ｎ＋１の時刻の間に血管Ｖｅを通過したとすると、各ｔ_ｎ−１，ｔ_ｎ，ｔ_ｎ＋１の三次元画像には血管Ｖｅの一部分が周辺より高いＣＴ値（例えば、ＣＴ値“２００”）で見えるだけで、血管Ｖｅの全体の様子は画像として画像表示されておらずわからない。しかし、この時系列三次元画像を図１０（ｂ）又は図１１（ｂ）のようにＭＩＰ表示、再投影表示することにより血管Ｖｅの全体が周辺よりＣＴ値が高くなり、血管Ｖｅの全体の様子が画像として画像表示され、見えるようになる。例えば、再投影表示ではＣＴ値は“２００／３”、ＭＩＰ表示ではＣＴ値は“２００”のようになる。また、この四次元のＭＩＰ表示，再投影表示を行う際には、各時刻ｔ_ｎ，ｔ_ｎ＋１，ｔ_ｎ＋２の三次元画像に色付けをして行うことにより、時間変化を色で追いながら三次元の全体画像の様子も見ることもできる。

＜四次元空間フィルタＦＦの処理＞
これまで説明してきた時系列三次元画像は、四次元データとしてそのまま時刻方向に四次元再投影表示、四次元ＭＩＰ表示したが、フィルタ処理をして時刻方向に四次元再投影表示、四次元ＭＩＰ表示してもよい。例えば、射影処理部３５は、入力画像に対してノイズ除去を行う四次元空間フィルタＦＦの処理（平滑化フィルタ、中間値フィルタ、最大値フィルタ、最小値フィルタなど）を行ったり、四次元ラベリング処理後にラベリングで抽出された四次元のセグメント領域に対して、四次元再投影表示又は四次元ＭＩＰ表示を行ったりしても良い。

四次元画像データは、三次元画像が時系列に並ぶことで四次元画像データとなる。ｘ，ｙ，ｚの３方向に画素点が並ぶ三次元構造をした三次元画像であり、本実施形態ではＸ線ＣＴ装置の三次元画像を用いているが、一般的には超音波診断装置やＸ線ＣＴ装置やＭＲＩ装置などの医用画像診断装置で撮影した被検体の断層像から三次元画像が構築される。これらの三次元画像の各画素は、例えば８ビット又は１６ビット階調データであるが、１６ビットのカラーデータや“０”又は“１” の２値データであってもよい。
このように、射影処理部３５は、ノイズ改善された四次元画像に含まれる四次元連続領域を四次元ＭＩＰ表示、四次元再投影表示することにより、モニタ６に連続した三次元画像として表示する。
図１２にその処理のフローを示す。

ステップＳ１では、射影処理部３５は、時系列三次元画像を入力する。
ステップＳ２では、射影処理部３５は、ノイズ除去用の四次元空間フィルタＦＦの処理を行う。
ステップＳ３では、射影処理部３５は、ノイズ除去後、関心のあるＣＴ値範囲のコントラスト強調の四次元空間フィルタＦＦの処理を行う。
ステップＳ４では、射影処理部３５は、目的の領域を描出できる閾値により二値化する。
ステップＳ５では、四次元ラベリング処理により四次元連続領域を抽出する。
ステップＳ６では、ｉ＝１とする。
ステップＳ７では、射影処理部３５は、四次元連続領域ｉについて時間軸方向に射影を行い、三次元領域に縮退させ、四次元ＭＩＰ表示、四次元再投影表示を行い、連続した三次元領域を抽出する。
ステップＳ８では、すべての四次元連続領域ｉを処理したかを判断し、ＹｅｓであればステップＳ９へ行き、ＮｏであればステップＳ１０へ行く。
ステップＳ９では、各々の連続した三次元領域を三次元表示する。
ステップＳ１０では、ｉ＝ｉ＋１としてステップＭ７へ戻る。

このようなフローチャートにおいて、ステップＳ２、ステップＳ３で用いられる四次元空間フィルタＦＦの処理について、以下に説明を行う。
図１３（ａ），図１４（ａ）は、コントラスト強調の四次元空間フィルタＦＦの処理例を示す。
図１３（ａ）は、３×３×３×３のサイズの四次元空間フィルタＦＦの例を示す。図１３（ａ）の注目画素ＡＴＴに対して、四次元画像処理における時間軸＋三次元空間軸の四次元空間フィルタＦＦの近傍局所領域は、３×３×３×３のサイズの場合には近傍の８０画素になる。
図１４（ａ）は、５×５×５×５のサイズの四次元空間フィルタＦＦの例を示す。図１４（ａ）の注目画素ＡＴＴに対して、四次元画像処理における時間軸＋三次元空間軸の四次元空間フィルタＦＦの近傍局所領域は、５×５×５×５のサイズの場合には近傍の６２４画素になる。

３×３×３×３画素の８０近傍の四次元空間フィルタ係数ｗをｗ（ｉ，ｊ，ｋ，ｌ）、ただし［１，３］∈ｉ，ｊ，ｋ，ｌとする。また、四次元画像をｇ（ｉ，ｊ、ｋ，ｌ）、ただし［１，Ｎ］∈ｉ，ｊ，ｋ，ｌとする。この３×３×３画素の場合の四次元空間フィルタＦＦ重畳後の四次元画像をｇ１（ｉ，ｊ、ｋ，ｌ）とすると、以下の（数式５）のようになる。
…（数式５）

５×５×５×５画素の６２４近傍の四次元空間フィルタ係数ｗを、ただし［１，５］∈ｉ，ｊ，ｋ，ｌとする。この５×５×５×５画素の場合の四次元空間フィルタＦＦ重畳後の四次元画像ｇ１（ｉ，ｊ，ｋ，ｌ）は以下の（数式６）のようになる。
…（数式６）

ステップＳ３における関心のあるＣＴ値範囲のコントラスト強調を行う四次元空間フィルタＦＦの処理を行うには、四次元空間フィルタＦＦの係数をＣＴ値に依存させる必要がある。
このため上記のコントラスト強調の四次元空間フィルタＦＦの処理の四次元空間フィルタ係数ｗをＣＴ値に依存させて変化させた例を図１３（ｂ）、図１４（ｂ）に示す。この例においては、図１３（ｂ）、図１４（ｂ）に示すように、ＣＴ値に依存したコントラスト強調の四次元空間フィルタ係数を用いている。この場合は、フィルタＦ１がコントラスト強調の四次元空間フィルタＦＦとして作用し、フィルタＦ２は原画像を維持する四次元空間フィルタＦＦとして作用する。この四次元空間フィルタＦＦは以下のように作用する。なお、３×３×３×３のサイズの四次元空間フィルタＦＦにはＷ３の符号を、５×５×５×５のサイズの四次元空間フィルタＦＦにはＷ５の符号を付している。

（１） 閾値１以下、ＣＴ値≦Ｔｈ１では、フィルタＦ１を用いる。
（２） 閾値１，２間、Ｔｈ１＜ＣＴ値≦Ｔｈ２では、フィルタＦ１を重畳した画像とフィルタＦ２を重畳した画像の重み付き加算画像を用いる。
（３） 閾値２，３間、Ｔｈ２＜ＣＴ値≦Ｔｈ３では、フィルタＦ２を用いる。
（４） 閾値３，４間、Ｔｈ３＜ＣＴ値≦Ｔｈ４では、フィルタＦ１を重畳した画像とフィルタ２を重畳した画像の重み付き加算画像を用いる。
（５） 閾値４以上、Ｔｈ４＜ＣＴ値では、フィルタＦ１を用いる。
つまり、ＣＴ値の閾値Ｔｈ２以下、およびＣＴ値の閾値Ｔｈ３以上において、コントラスト強調の四次元空間フィルタＦＦが作用する。これらによりＣＴ値に依存した、別言すればＸ線吸収係数の異なる組織ごとに選択的にコントラスト強調した四次元空間フィルタＦＦがかけることができる。すなわち、組織ごとに時間軸特性、空間軸特性を調節した四次元空間フィルタＦＦを実現している。

例えば、３×３×３×３画素の四次元空間フィルタＦ１Ｗ３は、コントラスト強調の場合には、ａ＝２．０４、ｂ＝−０．１、Ｃ＝−０．０１となる。また、５×５×５×５画素の四次元空間フィルタＦ１Ｗ５は、コントラスト強調の場合には、ａ＝２．２１、ｂ＝−０．１、Ｃ＝−０．０１となる。それぞれ、係数ａ，ｂ，ｃの合計は１となる。このような係数を乗算することで、時間軸特性、空間軸特性を調節した四次元空間フィルタＦＦを実現している。

さらに、コントラスト強調だけでなく、ステップＳ２で用いられる四次元空間フィルタＦＦにおけるＣＴ値に依存したノイズ改善のフィルタとしても利用することができる。この場合には、５×５×５×５画素の四次元空間フィルタ係数Ｗ５は、ａ＝０．２８、ｂ＝０．０５、Ｃ＝０．０１とする。これらの係数の合計は１となる。このような係数を乗算することで、時間軸特性、空間軸特性を調節した四次元空間フィルタＦＦを実現している。

ＣＴ値の閾値Ｔｈ１以上、およびＣＴ値の閾値Ｔｈ４以下において、ノイズ改善の四次元空間フィルタＦＦが作用する。
ステップＳ５において、射影処理部３５は、四次元ラベリング処理を行った後に、各々の四次元連続領域について１つずつ時間軸方向に射影を行い、三次元領域に縮退させ、三次元連続領域にして四次元ＭＩＰ表示、又は四次元再投影表示を行う。射影処理部３５は、各々の断片的な四次元連続領域を１つの連続した三次元連続領域にして、画像表示可能な形にすることができる。つまりあるＣＴ値の範囲の領域に対して、時間軸方向の射影処理を行い、三次元画像に変換して、三次元画像表示であるＣＴ値の範囲の領域の時間的変化を表示できる。

また、本実施形態の説明では、四次元空間フィルタＦＦの処理として、コントラスト強調処理およびノイズ改善処理を挙げたが、輪郭強調処理、平滑化処理、デコンボリューション処理、最大値フィルタ処理、中間値フィルタ処理、最小値フィルタ処理や異常点検出処理などを行うこともできる。また、四次元空間フィルタＦＦの処理として次元を拡張することもできる。

＜少ない造影剤による左冠状動脈の三次元表示＞
例えば、図１５に心臓の左冠状動脈の形状の例を示す。例えば、少ない造影剤でこの左冠状動脈全体を三次元表示することを考える。図１５に示すように、時間軸方向に画像再構成する時刻を充分密に取る、つまり時間間隔Δｔを充分に短くする。そして、三次元領域ｇ_ｎ−２，ｇ_ｎ−１，ｇ_ｎ，ｇ_ｎ＋１，ｇ_ｎ＋２は四次元領域として四次元連続領域となり、時間軸方向に射影して三次元に縮退させる。こうして、各時刻においては断片的な三次元領域だった造影剤で造影された血管Ｖｅの断片が、左冠状動脈全体として連続三次元領域とすることができる。この連続三次元領域を三次元ＭＩＰ表示、三次元再投影表示することで、四次元ＭＩＰ表示、四次元再投影表示が実現できる。また、この三次元連続領域を画像計測することで、体積、表面積などの三次元画像特徴量も求めることもできる。

このような造影剤同期撮影は、図１６のフローチャートによってに用いることにより、より少ない造影剤により血管Ｖｅの長い範囲を撮影できる。
ステップＣ１では、操作者は、被検体をクレードル１２に乗せ位置合わせを行う。
ステップＣ２では、操作者は、スカウト像収集を行う。
ステップＣ３では、操作者は、撮影条件設定を行う。
ステップＣ４では、操作者は、ベースライン断層像撮影を行う。
ステップＣ５では、ベースライン断層像表示が行われる。
ステップＣ６では、操作者は、造影剤同期撮影条件設定を行う。ベースライン断層像上で関心領域設定を行う。

ステップＣ７では、画像入力部５は、モニタスキャンを開始する。
ステップＣ８では、関心領域の平均ＣＴ値は設定された閾値を超えたかを判断し、ＹｅｓであればステップＣ９へ行く。ＮＯであればステップＣ８を繰り返す。
ステップＣ９では、画像入力部５は、本スキャンの準備を行う。撮影テーブル１０のクレードル１２を本スキャンの位置へ移動させる。
ステップＣ１０では、画像入力部５は、本スキャン開始を行う。
ステップＣ１１では、本スキャン断層像表示が行われる。
この処理において、本スキャンの造影剤を従来よりも少なくし、Ｘ線ＣＴ装置１００において少ない造影剤による血管Ｖｅの長い範囲の撮影を行うことができる。

＜適応型再投影表示、適応型ＭＩＰ表示＞
本実施形態においては、さらに適応型再投影表示、適応型ＭＩＰ表示に改善することもできる。なお、適応型とは、条件に応じて処理を変更する概念である。
図１７は、時間軸方向に伸びた第１適応型フィルタＡｄＦｇ１（ｘ，ｙ，ｚ１，ｔ１）の例を示す。図１７においては、注目画素ＡＴＴｇ（ｘ，ｙ，ｚ１，ｔ１）を中心に時間軸方向にｔ１−Δｔからｔ１＋Δｔの範囲の近傍領域に第１適応型フィルタＡｄＦｇ１（ｘ，ｙ，ｚ１，ｔ１）を設定している。

図１８には時間軸方向、空間軸方向に伸びた第２適応型フィルタＡｄＦｇ２（ｘ，ｙ，ｚ１，ｔ１）の例を示す。図１８においては、注目画素ＡＴＴｇ（ｘ，ｙ，ｚ１，ｔ１）を中心に時間軸方向、およびにｘ，ｙ方向の空間軸方向にｔ１−（Ｋ−１）／２からｔ１＋（Ｋ−１）／２、ｘ−（Ｋ−１）／２からｘ＋（Ｋ−１）／２、ｙ−（Ｋ−１）／２からｙ＋（Ｋ−１）／２の画素範囲の近傍領域に第２適応型フィルタＡｄＦｇ２（ｘ，ｙ，ｚ１，ｔ１）を設定している。
図１９は、注目画素ＡＴＴｇの近傍領域の画素のＣＴ値のヒストグラム分布を示した例である。

図２０は、適応型再投影処理、適応型ＭＩＰ処理の例を示すフローチャートである。注目画素ＡＴＴｇ（ｘ，ｙ，ｚ１，ｔ１）の近傍領域の画素のＣＴ値のヒストグラム分布に応じて、処理を変更すると次のような処理になる。
ステップＡ１では、射影処理部３５は、ｘ＝１，ｙ＝１とする。
ステップＡ２では、射影処理部３５は、断層像の注目画素ＡＴＴｇ（ｘ，ｙ，ｚ１，ｔ１）の近傍領域の画素を読み込む。
ステップＡ３では、グループ１に属するかを判断し、ＹＥＳであればステップＡ４へ行き、ＮＯであればステップＡ５へ行く。
ステップＡ４では、グループ１内の画素と平均、又は加重加算処理を行う。
ステップＡ５では、グループ２に属するかを判断し、ＹＥＳであればステップＡ６へ行き、ＮＯであればステップＡ７へ行く。

ステップＡ６では、グループ２内の画素と平均、又は加重加算処理、又は処理を行わない
ステップＡ７では、ｘ＝Ｋかを判断し、ＹＥＳであればステップＡ８へ行き、ＮＯであればステップＡ２へ行く。
ステップＡ８では、ｙ＝Ｋかを判断し、ＹＥＳであればステップＡ９へ行き、ＮＯであればステップＡ２へ行く。
ステップＡ９では、射影処理部３５は、四次元再投影処理、又は四次元ＭＩＰ処理を行う。例えば、グループ１が背景でグループ２が部位の場合に、グループ１に注目画素ＡＴＴｇ（ｘ，ｙ，ｚ１，ｔ１）が属すれば、平均又は加重加算処理を行い、グループ２では処理を行わない。これにより、グループ１の背景でのノイズは改善し、グループ２の構造物のコントラスト、空間分解能は失わない。

また、グループ１は組織１、グループ２は組織２で、いずれもコントラストのない構造物のない組織であれば、グループ１ではグループ１内の画素と平均又は加重加算を行い、グループ２ではグループ２内の画素と平均又は加重加算を行う。そして、いずれのグループ内においてもノイズを改善させることができるなどの場合に適応した処理を行える。

なお、グループ１に所属するか否か、グループ２に所属するか否かの判断は、グループ１の標準偏差σ１、グループ２の標準偏差σ２を求めて、統計的にどちらのグループに近いかを判断しても良いし、又は標準偏差のσ１，σ２の３倍以内にあるか否かと判断しても良い。この適応型フィルタをかけた後に四次元再投影処理、四次元ＭＩＰ処理などを行うことにより、四次元再投影処理、四次元ＭＩＰ処理のノイズ、コントラストなどの画質を改善することができる。

本実施形態においては、四次元以上の時系列多次元画像における適応型Ｎ次元再投影表示、又は適応型Ｎ次元ＭＩＰ表示を行った場合の実施形態を示す。三次元以上の多次元の時系列画像としては、リモートセンシングにおけるマルチバンド画像や、医用診断機器の複数モダリティの重ね合わせ画像が存在する。

例えば、図２１にはＸ線ＣＴ装置による被検体の時系列三次元画像とＭＲＣＴ装置による被検体の時系列三次元画像を重ね合わせた場合を示している。この時、Ｘ線ＣＴ装置の時系列三次元画像の座標系をｘ，ｙ，ｚとし、各画素値をｃ（ｘ，ｙ，ｚ，ｔ）、ＭＲＣＴ装置の時系列三次元画像の座標系をｘｍ，ｙｍ，ｚｍとし、各画素値をｒ（ｘｍ，ｙｍ，ｚｍ，ｔ）とする。Ｘ線ＣＴ装置における時系列三次元画像とＭＲＣＴ装置における時系列三次元画像を重ね合わせた時系列画像においては、ある画素は（ｃ（ｘ，ｙ，ｚ，ｔ），ｒ（ｘ，ｙ，ｚ，ｔ））という５次元の多次元画像となる。

このように、複数モダリティの三次元画像を重ね合わせることにより、多次元画像の次数は上がって行く。この多次元画像において、時系列な多次元画像を用いて時間軸方向に射影することができる。これにより以上の再投影表示、ＭＩＰ表示、適応型再投影表示、適応型ＭＩＰ表示を行い、同様の効果を得ることができる。

注目画素ｇ（ｘ，ｙ，ｚ，ｔ）における時系列Ｘ線ＣＴ，ＭＲＣＴ三次元画像の値を（ｃ（ｘ，ｙ，ｚ，ｔ），ｒ（ｘ，ｙ，ｚ，ｔ））とすると、注目画素ｇ（ｘ，ｙ，ｚ，ｔ）を中心に時間軸方向に［ｔ−（Ｋ_ｔ−１）／２，ｔ＋（Ｋ_ｔ−１）／２］、ｘ，ｙ，ｚ軸方向に［ｘ−（Ｋ_ｘ−１）／２，ｘ＋（Ｋ_ｘ−１）／２］、［ｙ−（Ｋ_ｙ−１）／２，ｙ＋（Ｋ_ｙ−１）／２］、［ｚ−（Ｋ_ｚ−１）／２，ｚ＋（Ｋ_ｚ−１）／２］の画素範囲を適応型フィルタの近傍領域としている。

これらの近傍領域の画素のＣＴ値のヒストグラム分布を求めた場合が、図１９のようになる。もし、注目画素の近傍領域の画素のＣＴ値又はＭＲＣＴ画素値のヒストグラム分布がグループｃ１，グループｃ２又はグループｒ１，グループｒ２に分かれた場合の適応型再投影処理又は適応型ＭＩＰ処理のフローチャートは図２２に示すようになる。

ステップＡ１１では、ｘ＝１，ｙ＝１，ｚ＝１とする。
ステップＡ１２では、時系列Ｘ線ＣＴ，ＭＲＣＴ三次元画像の各画素（ｃ（ｘ，ｙ，ｚ，ｔ），ｒ（ｘ，ｙ，ｚ，ｔ））の近傍領域を読み込む。
ステップＡ１３では、画素ｃ（ｘ，ｙ，ｚ，ｔ）がグループｃ１に属するかを判断し、ＹＥＳであればステップＡ１４へ行き、ＮＯであればステップＡ１５へ行く。
ステップＡ１４では、グループｃ１内の画素と平均又は加重加算処理を行う。
ステップＡ１５では、画素ｃ（ｘ，ｙ，ｚ，ｔ）がグループｃ２に属するかを判断し、ＹＥＳであればステップＡ１６へ行き、ＮＯであればステップＡ１７へ行く。
ステップＡ１６では、グループｃ２内の画素と平均又は加重加算処理を行う。又は処理を行わない。

ステップＡ１７では、画素ｒ（ｘ，ｙ，ｚ，ｔ）がグループｒ１に属するかを判断し、ＹＥＳであればステップＡ１８へ行き、ＮＯであればステップＡ１９へ行く。
ステップＡ１８では、グループｒ１内の画素と平均又は加重加算処理を行う。
ステップＡ１９では、画素ｒ（ｘ，ｙ，ｚ，ｔ）がグループｒ２に属するかを判断し、ＹＥＳであればステップＡ２０へ行き、ＮＯであればステップＡ２１へ行く。
ステップＡ２０では、グループｒ２内の画素と平均又は加重加算処理を行う。又は処理を行わない。

ステップＡ２１では、ｘ＝Ｋ_ｘかを判断し、ＹＥＳであればステップＡ２２へ行き、ＮＯであればステップＡ１２へ戻る。
ステップＡ２２では、ｙ＝Ｋ_ｙかを判断し、ＹＥＳであればステップＡ２３へ行き、ＮＯであればステップＡ１２へ戻る。
ステップＡ２３では、ｚ＝Ｋ_ｚかを判断し、ＹＥＳであればステップＡ２４へ行き、ＮＯであればステップＡ１２へ戻る。

ステップＡ２４では、四次元再投影処理又は四次元ＭＩＰ処理を行う。
例えば、グループｃ１又はグループｒ１が背景で、グループｃ２又はグループｒ２が構造物の場合は、グループｃ１又はグループｒ１に属すれば、グループｃ１，ｒ１内で平均又は加重加算処理を行い、グループｃ２又はグループｒ２に属すれば、グループｃ２，ｒ２内では処理を行わない。これにより、グループｃ１又はグループｒ１の背景でのノイズは改善し、グループｃ２又はグループｒ２の構造物のコントラスト又は空間分解能は失われない。又は、それほど劣化しない。

また、グループｃ１又はグループｒ１は組織１、グループｃ２又はグループｒ２は組織２で、いずれもコントラストの小さい構造物のない組織であるとすれば、グループｃ１又はグループｒ１ではグループｃ１又はグループｒ１内の画素と平均又は加重加算処理を行い、グループｃ２又はグループｒ２内の画素と平均又は加重加算処理を行い、いずれのグループ内においてもノイズを改善させることができる。

なお、グループｃ１，グループｒ１，グループｃ２，グループｒ２に属するか否かの判断は、グループｃ１，グループｒ１，グループｃ２，グループｒ２の各々の標準偏差σｃ１，σｒ１，σｃ２，σｒ２を求めて、その標準偏差と比較して統計的にグループｃ１に近いか、グループｃ２に近いか、又はグループｒ１に近いか、グループｒ２に近いかを判断することもできる。

以上の実施形態では、Ｎ＝４の場合を説明したが、Ｎが４より大きい整数値である場合であっても同様の効果が得られる。

また、以上説明してきた実施形態は、上述した機能を実現するソフトウェアのプログラムコードを記録した記憶媒体（又は記録媒体）を、システムあるいは装置に供給し、そのシステムあるいは装置のコンピュータ（又はＣＰＵやＭＰＵ）が記憶媒体に格納されたプログラムコードを読み出し実行することによっても実現できるものである。この場合、記憶媒体から読み出されたプログラムコード自体が前述した実施形態の機能を実現することになり、そのプログラムコードを記憶した記憶媒体は本発明を構成することになる。

このようなプログラムコードを格納する記憶媒体としては、例えばフロッピーディスク（登録商標）、ハードディスク、光ディスク、光磁気ディスク、ＣＤ−ＲＯＭ、磁気テープ、不揮発生のメモリカード、ＲＯＭ、ＤＶＤ−ＲＡＭ、ＤＶＤ−ＲＯＭ、ＣＤ−ＲＷを用いることができる。さらには、ネットワーク（例えばインターネット）という媒体を介してダウンロードしても良いであろう。

また、上記プログラムはファームウェアにも適用可能であることは自明である。
なお、本実施形態では、Ｘ線ＣＴ装置１００で四次元表示を行っているが、他のモダリティのＭＲＩ，ＰＥＴ、ＭＲＩ−ＣＴ装置、超音波診断装置、産業用Ｘ線ＣＴ装置、産業用超音波探傷装置、又は電子顕微鏡装置などで画像合成を行って四次元を超える次元の処理として行っても同様の効果が出せる。

本発明の一実施形態にかかるＸ線ＣＴ装置を示すブロック図である。 本実施形態のＸ線ＣＴ装置についての動作の概要を示すフローチャートである。 （ａ）は、シネスキャンの各時系列断層像を示す図であり、（ｂ）は、ヘリカルスキャンの各時系列断層像を示す図である。 アキシャルシャトルスキャンの動作を示す図である。 ヘリカルシャトルスキャンの動作を示す図である。 （a）は三次元再投影の概念図であり、図６（ｂ）は、補間された断層像を示す図である。 時間軸方向再投影表示および時間軸方向ＭＩＰ表示を示す図である。 四次元再投影表示のフローチャートである。 四次元ＭＩＰ表示のフローチャートである。 少量の造影剤で血管Ｖｅを画像化する例を示す図である。 （ａ）および（ｂ）は、短い周期で少量の造影剤で血管Ｖｅを画像化する例を示す図であり、（ｃ）は、造影剤のピークの幅を示す図である。 各四次元連続領域の三次元表示を行う処理のフローチャートである。 四次元空間フィルタＦＦの例（３×３×３×３の例）の説明図である。 四次元空間フィルタＦＦの例（５×５×５×５の例）の説明図である。 血管Ｖｅの形状の例を示す図と、各時刻における血管Ｖｅ内の造影剤分布の変化を示す図である。 造影剤同期撮影の処理を示すフローチャートである。 時間軸方向の適応型フィルタを示す図である。 時間軸方向、空間軸方向に伸びた適応型フィルタを示す図である。 近傍画素内の画素のグループ分けを示す図である。 適応型再投影処理、適応型ＭＩＰ処理の例を示すフローチャートである。 被検体の時系列三次元画像とＭＲＣＴ装置による被検体の時系列三次元画像を重ね合わせた図である。 グループに分かれた場合の適応型再投影処理又は適応型ＭＩＰ処理のフローチャートである。

符号の説明

１ … 操作コンソール
２ … 入力装置
３ … 中央処理装置
５ … 画像入力部（データ収集バッファ）
６ … モニタ
７ … 記憶装置
１２ … クレードル
１５ … 回転部
２０ … 走査ガントリ
２１ … Ｘ線管
２３ … コリメータ
２４ … 多列Ｘ線検出器
２５ … データ収集装置（DAS）
２６ … 回転部コントローラ
２８ … ビーム形成Ｘ線フィルタ
２９ … 制御コントローラ
３０ … スリップリング
３１ … 前処理部
３３ … ビームハードニング処理部
３４ … 画像再構成部
３５ … 射影処理部
ｄ … 回転中心軸上での多列Ｘ線検出器幅

Claims (6)

1. 時系列に並んだ複数の三次元画像について、前記複数の三次元画像間で画素値を加算または平均化する再投影処理、または前記複数の三次元画像間で画素の最大値を求めるＭＩＰ処理（
   Maximum Intensity Projection：最大輝度投影処理）による時間方向の射影処理を行って三次元画像を得る射影処理部と、
   
   前記射影処理部で得られた三次元画像の画像表示を行う画像表示部と
   を含むことを特徴とする画像表示装置。
2. 前記射影処理手段は、前記複数の三次元画像における造影剤を検出するために定められた閾値以上のＣＴ値の範囲に対して、前記時間方向の射影処理を行うことを特徴とする請求項１に記載の画像表示装置。
   
3. 前記射影処理部は、前記複数の三次元画像それぞれに割り振られた色に基づいて、着色された三次元画像を得ることを特徴とする請求項１または請求項２に記載の画像表示装置。
   
4. Ｘ線発生装置と、相対してＸ線を検出する多列Ｘ線検出器とを、前記Ｘ線発生装置と多列Ｘ線検出器との間にある回転中心のまわりに回転運動をさせながら、被検体を透過したＸ線投影データを収集して断層像を撮影するＸ線断層撮像装置において、
   
   時間方向に連続して、前記被検体の同一の体軸方向の範囲のＸ線投影データを収集するスキャン手段と、
   前記スキャン手段により得られたＸ線投影データに基づき、時系列に並んだ複数の三次元画像を生成する画像生成部と、
   前記時系列に並んだ複数の三次元画像について、前記複数の三次元画像間で画素値を加算または平均化する再投影処理、または前記複数の三次元画像間で画素の最大値を求めるＭＩＰ処理（
   Maximum Intensity Projection：最大輝度投影処理）による時間方向の射影処理を行って三次元画像を得る射影処理部と、
   
   前記射影処理部で得られた三次元画像の画像表示を行う画像表示部と
   を含むことを特徴とするＸ線断層撮像装置。
5. 前記射影処理手段は、前記複数の三次元画像における造影剤を検出するために定められた閾値以上のＣＴ値の範囲に対して、前記時間方向の射影処理を行うことを特徴とする請求項４に記載のＸ線断層撮像装置。
   
6. 前記射影処理部は、前記複数の三次元画像それぞれに割り振られた色に基づいて、着色された三次元画像を得ることを特徴とする請求項４または請求項５に記載のＸ線断層撮像装置。