JP5984120B2 - 画像処理装置、ｘ線ｃｔ撮影装置および画像処理方法 - Google Patents

画像処理装置、ｘ線ｃｔ撮影装置および画像処理方法 Download PDF

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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線を照射して投影画像を表す投影データを収集し、該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（断層面画像）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Ｘ線吸収率の高い金属体が含まれる場合、Ｘ線が該金属をほとんど透過せず、正しい透過量を測定することが困難となる。このため、投影データを再構成して得られるＣＴ画像（断層面画像）上において、金属体周辺にスジ状のノイズ（金属アーチファクト）が多数発生してしまう場合がある。金属アーチファクトが発生した場合、画像診断を正確に行うことが困難となるため、金属アーチファクトを除去する方法がこれまでにもいくつか提案されている（例えば特許文献１）。
具体的に、特許文献１では、投影データから生成されたシノグラムを所定の閾値で２値化することにより、金属の位置を特定することが記載されている。
特開２０１０−０９９１１４号公報
しかしながら、上記技術の場合、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が要求される。このため、この閾値が適切でない場合は、金属の位置を高精度に特定することが困難であるため、金属アーチファクトを適切に除去できない虞があった。
そこで、本発明は、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、被写体における、金属体を含んだ領域をＸ線ＣＴ撮影することによって取得された投影データを再構成して、ＣＴ画像データを取得する画像処理装置であって、前記投影データを基礎として、所定のＸ線吸収係数を持つ仮想金属体が前記Ｘ線ＣＴ撮影の撮影領域に擬似的に配置されたときの擬似投影データを演算により取得する擬似投影データ取得部と、前記擬似投影データを再構成して、擬似ＣＴ画像データを生成する擬似ＣＴ画像データ生成部と、前記擬似ＣＴ画像データにおける、前記仮想金属体に対応する輝度である仮想金属体輝度を取得する仮想金属体輝度取得部と、前記投影データを再構成したＣＴ画像データにおいて、前記仮想金属体輝度に対応する輝度を持つ金属相当領域の位置を特定する位置特定部と、前記投影データにおける、前記金属相当領域の輝度について、Ｘ線吸収によるＸ線強度の低下を補正する補正処理を行うことにより、補正投影データを取得する補正処理部と、前記補正投影データを再構成して、補正ＣＴ画像データを取得する補正ＣＴ画像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、前記補正処理部は、前記投影データにおける、前記金属相当領域の輝度について、該金属相当領域周囲の輝度に応じて前記補正処理を実行する。
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、前記補正ＣＴ画像データにおける、前記金属相当領域の輝度を、前記ＣＴ画像データにおける、同位置の輝度に応じて変換することにより、前記補正ＣＴ画像データと前記ＣＴ画像データとを合成する合成処理部、をさらに備えている。
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、前記投影データは、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、前記投影データは、Ｘ線を発生するＸ線発生器と、被写体を透過した前記Ｘ線を検出するＸ線検出器と、前記Ｘ線発生器と前記Ｘ線検出器とを前記被写体を挟んで対向させた状態で支持する支持体と、前記支持体を旋回軸周りに旋回駆動して、前記Ｘ線発生器と前記Ｘ線検出器とを前記被写体の周りで旋回させる支持体旋回駆動部とを備えているＸ線ＣＴ撮影装置により取得され、前記仮想金属体は、前記旋回軸と平行に延びるように配置された円柱体または略円柱体とされる。
また、第６の態様は、第５の態様に係る画像処理装置において、前記Ｘ線ＣＴ撮影装置は、被写体を保持する被写体保持部、をさらに備えており、前記仮想金属体は、前記被写体保持部に保持された前記被写体の位置情報に基づいて決定される前記金属体とは異なる位置に擬似的に配置される。
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、前記位置特定部は、前記仮想金属体の輝度に対応する輝度を閾値として、前記ＣＴ画像データを２値化することにより、前記仮想金属体に相当する金属相当領域と、前記仮想金属体に相当しない領域とを区別する。
また、第８の態様は、第３の態様に係る画像処理装置において、前記擬似投影データ取得部は、前記投影データを基礎として、相互に前記Ｘ線吸収係数が異なる複数種類の仮想金属体が擬似的に配置された場合における、前記擬似投影データを演算により取得し、前記位置特定部は、前記投影データを再構成した前記ＣＴ画像データにおいて、前記複数種類の仮想金属体それぞれの前記仮想金属体輝度に対応する輝度を持つ領域の位置を、前記金属相当領域として個別に特定する。
また、第９の態様は、第８の態様に係る画像処理装置において、前記補正処理部は、前記投影データにおける、前記複数種類の仮想金属体のうち前記Ｘ線吸収係数が低い一部の仮想金属体に相当する前記金属相当領域のＸ線吸収度から、該仮想金属体に対応する金属体のＸ線吸収度に相当するＸ線吸収度を差し引くことで、前記輝度を補正する。
また、第１０の態様は、第８または第９の態様に係る画像処理装置において、前記位置特定部は、前記２種類の仮想金属体のそれぞれの輝度に対応する輝度を閾値として、前記ＣＴ画像データを３値化することにより、前記２種類の前記仮想金属体のうち、前記Ｘ線吸収係数が高い方に対応する金属体領域、前記Ｘ線吸収係数が低い方に対応する金属体領域、および、前記２種類の前記仮想金属体のどちらにも対応しない領域を区別する。
また、第１１の態様は、第１から第１０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、前記補正処理部は、前記投影データにおける前記金属体位置の領域を、隣接する１以上の画素を含めるように拡大した領域を、前記補正処理の対象領域とする。
また、第１２の態様は、第１から第１１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、前記補正処理部は、前記投影データ中の、前記金属相当領域と当該金属相当領域外の領域との境界部分の投影データについて、ローパスフィルタ処理を行う。
また、第１３の態様は、Ｘ線ＣＴ撮影装置であって、第１から第１２までの態様のいずれか１態様に係る画像処理装置を備えている。
また、第１４の態様は、被写体における、金属体を含んだ領域をＸ線ＣＴ撮影することによって取得された投影データを再構成して、ＣＴ画像データを取得する画像処理方法であって、(a)前記投影データを基礎として、所定のＸ線吸収係数を持つ仮想金属体が前記Ｘ線ＣＴ撮影の撮影領域に擬似的に配置されたときの擬似投影データを演算により取得する工程と、(b)前記擬似投影データを再構成して、擬似ＣＴ画像データを取得する工程と、(c)前記擬似ＣＴ画像データにおける、前記仮想金属体の仮想金属体輝度を取得する工程と、(d)前記投影データを再構成したＣＴ画像データにおいて、前記仮想金属体輝度に対応する輝度を持つ金属相当領域の位置を特定する工程と、(e)前記投影データにおける、前記金属相当領域の輝度について、Ｘ線吸収によるＸ線強度の低下を補正する補正処理を行うことにより、補正投影データを取得する工程と、(f)前記補正投影データを再構成して、補正ＣＴ画像データを取得する工程とを含んでいる。
第１から第１４までの態様によると、擬似的に配置された仮想金属体の輝度を取得し、該輝度と同等の輝度の位置を特定することで、撮影領域に含まれる金属体の位置を高精度に特定することができる。したがって、その部分を補正処理することにより、再構成により取得される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。
また、第２の態様によると、位置が特定された金属相当領域の輝度が、その周囲の輝度に応じて補間される。このため、金属相当領域を周囲の輝度に合わせて補正できる。したがって、再構成により取得されるＣＴ画像（断層面画像）において発生する金属アーチファクトを低減することができる。
また、第３の態様によると、補正ＣＴ画像データにおける補正された金属部分の輝度が、元のＣＴ画像データにおける輝度に変換される。これにより、金属アーチファクトが低減されたＣＴ画像上に、実際の金属体を写し込むことができる。
また、第４の態様によると、ＣＴ撮影対象領域が局所である場合において、ＣＴ画像データにおける金属体の位置を良好に抽出することができる。
また、第５の態様によると、擬似的に配置される仮想金属体の形状が、Ｘ線ＣＴ撮影装置の支持体の旋回軸と平行に延びる略円柱体とされる。このため、擬似投影データが表す、複数の擬似投影画像間において、仮想金属体によるＸ線吸収度がほぼ均一となる。これにより、妥当な仮想金属輝度を取得できるため、仮想金属体に対応する金属体の位置を良好に特定することができる。
また、第６の態様によると、被写体保持部に保持された被写体の位置情報に基づいて、被写体内に現存する金属体の位置が特定されるため、該金属体の位置とは異なる位置を選んで、仮想金属体を擬似的に配置することができる。
また、第７の態様によると、金属体に相当する領域と、金属体に相当しない領域とを区別することができる。
また、第８の態様によると、被写体の撮影領域内に、複数種類の金属体が含まれる場合において、それぞれの金属体毎に、位置を特定することができる。
また、第９の態様によると、元の投影データから、Ｘ線吸収係数が高い一部の仮想金属体に相当する金属体を除いた、補正投影データを補正処理により生成することができる。このため、金属体以外の部分のＸ線吸収度の情報をできるだけ残して、ＣＴ画像を生成することができる。
また、第１０の態様によると、２種類の金属体のそれぞれに対応する領域と、金属体以外の領域とを良好に区別することができる。
また、第１１の態様によると、投影画像上における、金属体周囲に発生するノイズを含んだ輝度に基づいて、金属相当領域の輝度が補間処理されることを低減できる。
また、第１２の態様によると、ローパスフィルタ処理によって、金属領域と非金属領域の境界部分が鮮明となることを抑制することができる。これによって、ＣＴ再構成計算時における、エイリアシングが抑制され、画像再構成の精度を向上することができる。
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。 通常投影データが表す通常投影画像の一例を示す図である。 通常ＣＴ画像データが表す通常ＣＴ画像の一例を示す図である。 通常ＣＴ画像を２値化した２値化ＣＴ画像の一例を示す図である。 擬似ＣＴ画像データが表す擬似投影画像の一例を示す図である。 擬似ＣＴ画像データが表す擬似ＣＴ画像の一例を示す図である。 金相当領域（白色）、チタン相当領域（灰色）および非金属相当領域（黒色）に分離された領域分離ＣＴ画像の一例を示す図である。 金属相当領域に関する金属抽出投影画像の一例を示す図である。 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。 金相当領域に対して補正処理部が実行する補間処理を説明する図である。 補正ＣＴ画像データが表す補正ＣＴ画像の一例を示す図である。 合成ＣＴ画像データが表す合成ＣＴ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を含んだ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。
なお、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、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。また、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が旋回するようにしてもよい。
図１に示される例では、前者が採用されており、この場合、旋回用モータ３７（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３７の回転力が旋回用モータ３７を固定する旋回アーム３０の回転に作用するようにする。
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３７を上部フレーム４１内部に固定し、不図示のローラなどの伝達機構により、旋回用モータ３７の回転力が旋回軸３１の回転に作用するようにすればよい。
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と接続し、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、演算部８０１は、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、通常ＣＴ画像データ取得部１１Ｐ、擬似投影データ取得部２１Ｐ、擬似ＣＴ画像データ生成部２２Ｐ、仮想金属体輝度取得部３１Ｐ、位置特定部４１Ｐ、補正処理部５１Ｐ、補正ＣＴ画像データ取得部５２Ｐおよび合成処理部６１Ｐ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。この透過Ｘ線の強度を示す信号が被写体を透過したＸ線の強度を示す信号である。この透過Ｘ線の強度を示す信号がＸ線の吸収率（または吸光度）を示す信号に変換されることにより、図４に示される通常投影データ１１Ｄが生成され、記憶部８０２に保存される（図４：ステップＳ１００）。
通常ＣＴ画像データ取得部１１Ｐは、この通常投影データ１１Ｄを再構成（逆投影）することで、通常ＣＴ画像データ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。生成される通常ＣＴ画像データ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（輝度）を有するボクセルで構成される。
擬似投影データ取得部２１Ｐは、所定のＸ線吸収係数を持つ仮想金属体を前記Ｘ線ＣＴ撮影の撮影領域に擬似的に配置する。このとき、仮想金属体は、望ましくは非金属領域に配置される。このため、擬似投影データ取得部２１Ｐは、通常ＣＴ画像データ１２Ｄを所定の閾値で２値化する（図４：ステップＳ１０２）。この閾値は、初期値として記憶部８０２などに予め保存されていてもよいし、ボクセル値のヒストグラムなどが解析されることで自動的に取得されるようにしてもよい。あるいは、操作者（術者など）が指定できるようにすることも考えられる。いずれにしても、所定の閾値で２値化することにより、金属領域と非金属領域とが区別される。なお、この領域の区別は、ＣＴ撮影領域内に現存在する金属領域（金属体）を避けて、仮想金属体の配置する場所を決定するだけのものである。したがって、この閾値は、金属領域と非金属領域とを厳密に区別するものである必要はなく、おおよそ区別できる値であればよい。
なお、上記のステップＳ１０２の処理により金属領域を避けて仮想金属体の配置場所を決定する構成を省略し、代わりに被写体保持部４２１に保持された被写体Ｍ１の位置情報に基づいて、仮想金属体の配置位置が決定されてもよい。つまり、被写体Ｍ１の位置が判れば、被写体Ｍ１の金属体の位置がおおよそ明らかな場合がある。例えば歯科診療においては、金属体は、歯列弓上の位置に配置されることがほとんどであるため、被写体Ｍ１の位置から該金属体のおおよその位置を特定することは比較的容易である。例えば、金属体が存在するとしても、その箇所は歯列弓上のいずれかの位置であると定めることができ、一般的な骨格の人体頭部の歯列弓に該当する箇所には仮想金属体を配置しないようにすれば、金属体と仮想金属体が位置的に重複することは避けられる。仮想金属体の配置箇所としては、例えば後述する図７に示す仮想金属体９１ＶＭ、９３ＶＭのような位置に配置することが考えられる。もちろん、被写体Ｍ１の位置情報と、上述した２値化処理により得られる金属体の位置情報とに基づいて、仮想金属体の配置位置が決定されてもよい。
擬似投影データ取得部２１Ｐは、非金属領域に仮想金属体を擬似的に配置して、擬似投影データ２１Ｄを演算により取得する（図４：ステップＳ１０３）。なお、投影データ上における、各画素毎が示すＸ線吸収度は、透過する物質のＸ線吸収率によって定められる。つまり、仮想金属体のＸ線吸収係数μが既知であれば、以下の式に基づき、この仮想金属体を透過したＸ線強度Ｉが算出される。
Ｉ ＝ Ｉ０・ｅｘｐ（−μ・Ｔ） ・・・式（１）
式（１）において、ｅｘｐ（ｘ）はｅ（自然対数の底、ネイピア数）のｘ乗を表すものとし、Ｉ０は、元のＸ線強度（つまり、仮想金属体が配置されていないときのＸ線透過率）を示しており、ＴはＸ線が透過する仮想金属体の距離を示している。μは仮想金属体のＸ線減弱係数である。
例えば、ボクセルサイズを０．３ｍｍ立方として、仮想金属体が金とされる場合、Ｘ線の吸収係数（減弱係数）μは０．９７、仮想金属体がチタンとされる場合、Ｘ線吸収係数μは０．９４とされる。ただし、Ｘ線吸収係数μは、被写体Ｍ１のＣＴ撮影領域に現存する金属の状態またはＸ線ＣＴ撮影が行われる環境などに合わせて適宜設定される。
擬似投影データ取得部２１Ｐは、式（１）に基づいて、通常投影データ１１Ｄが表す投影画像の各画素毎に、仮想金属体を擬似的に配置した場合の、新たなＸ線吸収度を示す画素値を算出する。これにより、擬似投影データ２１Ｄが取得される。
擬似ＣＴ画像データ生成部２２Ｐは、擬似投影データ２１Ｄを再構成することにより、擬似ＣＴ画像データ２２Ｄを生成、取得する（図４：ステップＳ１０４）。この演算処理は、ステップＳ１０２において、通常ＣＴ画像データ取得部１１Ｐが実行する演算処理と同様である。
仮想金属体輝度取得部３１Ｐは、擬似ＣＴ画像データ２２Ｄにおける、仮想金属体に対応する輝度（仮想金属体輝度３１Ｄ）を取得する（図４：ステップＳ１０５）。なお、仮想金属体輝度３１Ｄは、１のボクセル値ではなく、複数のボクセル値を含んでいてもよい。例えば、一定範囲内にあるボクセル値が、仮想金属体輝度３１Ｄとされてもよい。
位置特定部４１Ｐは、仮想金属体輝度３１Ｄに対応する輝度を持つ金属相当領域、具体例として仮想金属体と同じ吸収係数となる領域の位置を、仮想金属体と同種の金属体が存在する位置（金属体位置）として特定する（図４：ステップＳ１０６）。これにより、仮想金属体と同程度のＸ線吸収係数をもつ金属体の位置（金属体位置）が特定される。位置特定部４１Ｐは、特定した金属体位置を位置特定データ４１Ｄとして記憶部８０２に保存する。なお、位置特定部４１Ｐが、金属体相当領域の位置を特定する範囲を指定できるようにしてもよい。例えば、金属体の大まかな位置がすでに既知であるなどの場合において、範囲を限定することで、演算処理の時間を短縮することができる。
補正処理部５１Ｐは、通常投影データ１１Ｄにおける、位置特定部４１Ｐによって特定された金属体位置について、Ｘ線吸収によるＸ線強度の低下を補正する補正処理を行うことにより、補正投影データ５１Ｄを生成、取得する（図４：ステップＳ１０７）。具体的には、通常投影データ１１Ｄの投影画像における、金属体位置の輝度を、その所定方向に関して隣接する両隣の画素の輝度に基づいて、補正処理する。補正処理方法としては、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。
補正ＣＴ画像データ取得部５２Ｐは、補正投影データ５１Ｄを再構成することにより、補正ＣＴ画像データ５２Ｄを生成、取得する（図４：ステップＳ１０８）。これにより、金属体部分が適当な輝度で補正されたＣＴ画像データ（ボリュームデータ）が生成される。また、このときに使用される補正投影データ５１Ｄは、補正処理により金属体が除去され、代わりに、隣接する組織と同程度のＸ線透過率を有する組織で埋められたような、アーチファクトが生じにくいデータとなる。（ただし、比較的Ｘ線吸収率が低い金属の場合は、後述のチタンのように、特別な処理をすることもある。）したがって、補正ＣＴ画像データ５２Ｄは、金属体に由来する金属アーチファクトが低減されたデータとなる。なお、金属体の大まかな位置が既知である場合、この補正投影データ５１Ｄの再構成する範囲を、金属体の周囲に限定し、ＣＴ撮影領域の残りの部分については、通常ＣＴ画像データ１２Ｄをそのまま流用すればよい。これにより、補正ＣＴ画像データ５２Ｄの取得にかかる演算処理の時間を短縮することができる。
合成処理部６１Ｐは、通常ＣＴ画像データ１２Ｄと補正ＣＴ画像データ５２Ｄとを合成することにより、合成ＣＴ画像データ６１Ｄを生成、取得する（図４：ステップＳ１０９）。詳細には、補正ＣＴ画像データ５２Ｄにおける、補正された金属相当領域の輝度を、通常ＣＴ画像データ１２Ｄにおける同位置の輝度（つまり、金属体に相当する元々の輝度）に変換する。金属相当領域の位置は、位置特定部４１Ｐによって特定されているため、正確に変換できる。これにより、金属体の輝度に関する情報が、補正ＣＴ画像データ５２Ｄに埋め込まれることとなる。
操作部８２を介して、操作者が断層面の位置を指定すると、画像処理装置８０は、その指定された位置における断層面画像を、合成ＣＴ画像データ６１Ｄを用いて生成し、表示部８１に表示する。（図４：ステップＳ１１０）。合成ＣＴ画像データ６１Ｄ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補正ＣＴ画像データ５２Ｄ上に、金属体に関する輝度情報が埋め込まれた３次元ボリュームである。このため、この合成画像データ６１Ｄ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、通常投影データ１１Ｄが表す通常投影画像９０の一例を示す図である。図５に示される例では、ＣＴ撮影領域内に、金属体として歯科の補綴物として用いられる複数の金部材９１Ｍ、および、複数のチタン部材９３Ｍが含まれている。具体的に、金部材９１Ｍは、人工歯牙として用いられており、チタン部材９３Ｍは、該人工歯牙を顎部に取り付けるためのインプラント用ボルトとして用いられている。
通常投影画像９０では、Ｘ線吸収が大きい部分ほど、画素の輝度が明るくなるように画像が表現されている。金部材９１Ｍおよびチタン部材９３Ｍの部分でＸ線が吸収されるため、通常投影画像９０上では、金部材９１Ｍおよびチタン部材９３Ｍの部分で輝度が明るくなっている。
図６は、通常ＣＴ画像データ１２Ｄが表す通常ＣＴ画像９１の一例を示す図である。図６に示される通常ＣＴ画像９１は、下顎の高さ付近（具体的には、図５に示されるライン９０Ｌの高さ）の水平面（ＸＹ平面）に関する断層面画像である。図６に示されるように、通常の再構成（例えば、ＦＢＰ法）が行われた場合、金属体（ここでは、金部材９１Ｍ）の周辺（破線で囲まれている領域）でスジ上のノイズ（金属アーチファクト）が発生している。
図７は、通常ＣＴ画像９１を２値化した２値化ＣＴ画像データが表す２値化ＣＴ画像９２の一例を示す図である。上述したように、擬似投影データ取得部２１Ｐは、仮想金属体を擬似的に配置する位置を決定するため、通常ＣＴ画像データ１２Ｄを２値化する（図４：Ｓ１０２）。このため、通常ＣＴ画像９１について、２値化されることで、金属体部分（金部材９１Ｍ）と非金属体部分とが分離されることとなる。擬似投影データ取得部２１Ｐは、このようにして抽出される金属以外の領域（非金属領域）に、仮想金属体（ここでは、仮想金部材９１ＶＭ、仮想チタン部材９３ＶＭ）を擬似的に配置する。図７に示される例では、歯列弓で囲繞される領域に、具体的には歯列弓の内側の舌部を貫くように、仮想金属体が配置されている。
仮想金部材９１ＶＭ、仮想チタン部材９３ＶＭは、Ｘ線ＣＴ撮影装置１の支持体である旋回アーム３０の旋回軸３１と平行に延びる円柱状部材とされている。仮想金部材９１ＶＭ、仮想チタン部材９３ＶＭのｚ軸方向の長さは、通常ＣＴ画像データ１２Ｄが表すＣＴ撮影領域のｚ軸方向の長さよりも長いか、もしくは、同程度のとなるように設定されている。
図８は、擬似投影データ２１Ｄが表す擬似投影画像９３の一例を示す図である。擬似投影画像９３は、通常ＣＴ画像９１の各画素毎に、上述した式（１）を用いて、仮想金属体を配置した場合の新たなＸ線吸収度を算出したものである。ここでは、仮想金部材９１ＶＭのＸ線吸収係数μを０．９７とし、仮想チタン部材９３ＶＭのＸ線吸収係数μを０．９４としている。ＣＴ撮影領域に仮想金部材９１ＶＭ、仮想チタン部材９３ＶＭが擬似的に配置されることにより、仮想金部材９１ＶＭ、仮想チタン部材９３ＶＭが擬似的に写り込んだ擬似投影画像９３が取得される。図８では仮想金部材９１ＶＭが配置上、手前になるので、仮想金部材９１ＶＭのみが見えているが、別の角度の擬似投影画像９３は仮想チタン部材９３ＶＭも写り込んでいることがわかる画像となる。
上述したように、仮想金部材９１ＶＭおよび仮想チタン部材９３ＶＭは、円柱体とされている。このため、擬似投影データ２１Ｄが表す、複数の擬似投影画像９３間において、仮想金属体によるＸ線吸収度がほぼ均一となる。これにより、妥当な仮想金属体輝度３１Ｄを取得できるため、仮想金属体に対応する金属体の位置を良好に特定することができる。ただし、仮想金属体の形状または大きさは、任意に変更することができる。好ましくは円柱体または略円柱体とする。
図９は、擬似ＣＴ画像データ２２Ｄが表す擬似ＣＴ画像９４の一例を示す図である。図９に示されるように、擬似投影データ２１Ｄが再構成されることにより、仮想金属体を含む擬似ＣＴ画像データ２２Ｄが取得される。これにより、擬似ＣＴ画像データ２２上における、仮想金部材９１ＶＭおよび仮想チタン部材９３ＶＭの輝度を取得される（図４：ステップＳ１０５）。この輝度が、仮想金属体輝度３１Ｄとして取得される。なお、図９は、仮想金部材９１ＶＭ、仮想チタン部材９３ＶＭの位置を強調するため、仮想金部材９１ＶＭ、仮想チタン部材９３ＶＭのみが強調して描かれた図となっている。
なお、擬似ＣＴ画像データ２２Ｄにおいて、仮想金属体輝度３１Ｄは、一つの輝度ではなく、ある程度幅広い輝度をとる場合がある。そのため、仮想金部材９１ＶＭおよび仮想チタン部材９３ＶＭのそれぞれに対応する輝度が所要範囲の輝度に設定される。ここでは、Ｘ線吸収係数μが０．９７以上に相当する輝度を、仮想金部材９１ＶＭに対応する輝度とされ、Ｘ線吸収係数μが０．９４以上０．９７未満に相当する輝度を、仮想チタン部材９３ＶＭに対応する輝度とされる。
位置特定部４１Ｐは、仮想金属体輝度３１Ｄに対応する輝度を持つ領域を金属相当領域として特定する。具体的には、金属相当領域として、仮想金部材９１ＶＭについては金相当領域を、仮想チタン部材９３ＶＭについてはチタン相当領域を特定する。
擬似投影データ２１Ｄを得ることによって、同じ再構成条件下で仮想金属体部分のＣＴ画像と金属体部分のＣＴ画像の再構成ができる。例えば、被写体によって骨密度が異なるなど、仮に条件が異なることがあっても、金属相当領域の特定の精度を高いものとすることができる。
図１０は、金相当領域（白色）、チタン相当領域（灰色）および非金属相当領域（黒色）に分離された領域分離ＣＴ画像９５の一例を示す図である。なお、具体的に、金相当領域とは、通常ＣＴ画像データ１２Ｄにおいて、仮想金部材９１ＶＭの輝度に対応する輝度（ここでは、Ｘ線吸収係数μが０．９７以上）を有する領域であり、チタン相当領域とは、仮想チタン部材９３ＶＭの輝度に対応する輝度（Ｘ線吸収係数μが０．９４以上０．９７未満）を有する領域であり、非金属相当領域とは、金相当領域およびチタン相当領域のいずれにも該当しない領域（Ｘ線吸収係数μが０．９４未満の領域）である。領域分離ＣＴ画像９５を表現するＣＴ画像データ（領域分離ＣＴ画像データ）は、具体的には、仮想金部材９１ＶＭおよび仮想チタン部材９３ＶＭに関する仮想金属体輝度３１Ｄを閾値として、通常ＣＴ画像データ１２Ｄを３値化することにより生成される。通常ＣＴ画像データ１２Ｄを２値化することにより領域分離ＣＴ画像９５を生成してもよい。例えば、Ｘ線吸収係数μが０．９４以上の領域を金属相当領域とすればよい。
位置特定部４１Ｐは、このような領域分離ＣＴ画像９５を表す領域分離ＣＴ画像データを取得すると、２次元平面上に投影する演算処理を行う。この結果、２次元平面で表現される投影画像上において、金相当領域、チタン相当領域および非金属相当領域を区別することができる。このように、位置特定部４１Ｐは、金属体である金およびチタンの位置を特定して、位置情報を位置特定データ４１Ｄとして取得する。
図１１は、金属相当領域に関する金属抽出投影画像９６の一例を示す図である。図１１に示される金属抽出投影画像９６は、通常ＣＴ画像データ１２Ｄのうち、領域分離ＣＴ画像データが示す金属相当領域について、Ｘ線ＣＴ撮影でＸ線を照射するのと同じ方向（この場合は、被写体Ｍ１の左側）からＸ線を照射したと仮定して得られる投影画像であり、所定の演算処理により取得される画像である。図１１では、図示の都合上、金属相当領域以外の領域（背景）が灰色で示されている。金属抽出投影画像９６に示されるように、金相当領域では、Ｘ線がほぼ吸収されるため輝度が飽和している。これに対して、これに対して、チタン相当領域では、部分的にＸ線の透過が起こるため、輝度が高い部分または輝度が低い部分が存在することが判る。この金属抽出投影画像９６は、次に説明する補正処理の際に使用される。
図１２は、補正投影データ５１Ｄが表す補正投影画像９７の一例を示す図である。補正投影画像９７は、補正処理部５１Ｐが、位置特定データ４１Ｄを参照することにより、通常投影データ１１Ｄに含まれる金属体部分を、補正処理することによって取得された画像である。補正投影画像９７に示されるように、本実施形態では、金相当領域とチタン相当領域との間で、異なる補正処理が実行される。この補正処理について、次に説明する。
図１３は、金相当領域に対して補正処理部５１Ｐが実行する補間処理を説明する図である。図１３では、通常投影データ１１Ｄが表す通常投影画像９０（例えば、図５参照）において、水平方向（ｘ軸方向）に並ぶ複数の画素の内側部分に金相当領域として特定された連続する複数の画素９１ｐと、該複数の画素９１ｐの両側に位置する画素（画素９２ｐ、９３ｐなど）が図示されている。また、各画素群の輝度が、それぞれ図１３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。
補正処理部５１Ｐがこのような一連の画素９１ｐを補間処理する場合、ｘ軸方向に関して、金相当領域に相当する一連の画素９１ｐの周囲、例えば両隣にある画素９２ｐ、９３ｐを抽出する。そして、補正処理部５１Ｐ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９１Ｌで結ばれる。そして、一連の画素９１ｐ毎に、線分９１Ｌ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１３に示される例では、通常投影画像９０の水平方向に関して補間処理が行われている。しかしながら、通常投影画像９０の垂直方向に関して補間処理が行われてもよい。つまり、垂直方向に関して、金属相当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。補間に用いられる周囲の画素としては、左右の両隣の画素も考えられるし、上下の両隣の画素も考えられる。また、上下左右の隣接画素であってもよい。
また、通常投影画像９０上における、金部材９１Ｍ周辺に対応する画素（例えば、画素９２ｐ、９３ｐなど）の輝度は、金部材９１ＭのＸ線吸収度が極めて高いため、ノイズを含む輝度を有している可能性がある。そこで、位置特定部４１Ｐによって特定された金相当領域が、画像上の水平方向または垂直方向に隣接する１以上の画素分、具体例として１画素または２画素分拡大させる（太らせる）ことも考えられる。この拡大された拡大領域を新たな金相当領域として、補正処理部５１Ｐが上記補間処理を実行することも考えられる。これにより、ノイズ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。
以上のように、金相当領域については、金相当領域の外側にある領域の境界部分に相当する画素の輝度を用いて、輝度の補間処理が行われることにより、金相当領域が元の通常投影画像９０から除去される。これに対して、チタン相当領域については、元の通常投影画像９０におけるチタン相当領域から、チタン部材９３のＸ線吸収度を除去する補正処理が行われる。具体的には、図５に示されるような通常投影画像９０のチタン相当領域の各画素について、チタン部材９３Ｍの透過により起こるＸ線吸収量に相当する輝度（つまり、金属抽出投影画像９６上において対応する位置の画素が有する輝度）分を差し引く演算処理が行われる。これにより、通常投影画像９０から、チタン部材９３Ｍに相当するＸ線吸収度を除いた投影画像を取得することができる。
チタンなどの比較的Ｘ線吸収率が低い金属の場合、金などのＸ線吸収率の高い金属に比べてＸ線の透過は比較的起こりやすい。このため、通常投影画像９０上における、Ｘ線がチタン部材９３Ｍを透過した位置の画素が示すＸ線吸収度は、そのＸ線が透過したチタン部分以外の情報（歯牙、筋肉組織などの生体組織）を含んでいる。したがって、チタン相当領域については、上述した輝度を差し引きすることにより、チタンを除くＸ線吸収度に関する情報を残すことで、被写体Ｍ１のＣＴ撮影領域の情報を、補正処理によってできるだけ損なうことなく保存することができる。もちろん、チタン相当領域についても、金相当領域と同様に、図１３にて説明した線形補間などの補正処理が適用されてもよい。
なお、チタン部材９３Ｍは、金部材９１Ｍに比べて、Ｘ線の吸収率が低いことから、再構成したときに金属アーチファクトが発生し難いと考えられるため、補正処理が行われなくてもよい。しかしながら、チタン部材９３ＭがＸ線の軌道上に複数存在する場合など、Ｘ線のチタン部材９３Ｍの透過距離が長くなる場合、急激な衰弱が発生する。このため、投影データを再構成したときに、チタン部材９３Ｍによる金属アーチファクトが発生する虞がある。したがって、良質なＣＴ画像を得るためには、チタン相当領域のような比較的Ｘ線吸収率の低い金属部材についても、その金属に由来するＸ線吸収度を通常投影データ１１Ｄから除去する補正処理が行われることが好ましい。
図１４は、補正ＣＴ画像データ５２Ｄが表す補正ＣＴ画像９８の一例を示す図である。図１４に示されるように、上記補正処理によって、通常ＣＴ画像９１（図６参照）に写り込んでいた金部材９１Ｍおよびチタン部材９３Ｍが、全部または部分的に除去された補正ＣＴ画像９８が生成される。図１４に示されるように、補正ＣＴ画像９８では、金属体が除去されることにより、これらの周囲に発生していた、図示の破線で囲まれた領域の金属アーチファクトが低減されている。
図１５は、合成ＣＴ画像データ６１Ｄが表す合成ＣＴ画像９９の一例を示す図である。合成ＣＴ画像データ６１Ｄは、上述したように、補正ＣＴ画像データ５２Ｄにおける、金属相当領域（金相当領域、チタン相当領域）の輝度（ボクセル値）が、通常ＣＴ画像データ１２Ｄにおける同位置の輝度に変換されることにより得られたボリュームデータである。この処理により、金属体が除去されている合成ＣＴ画像データ６１Ｄに、金属体に関する情報が追加されることとなる。これにより、図１５に示される合成ＣＴ画像９９のように、金属体が除去された補正ＣＴ画像９８上に、金属体の画像が合成されることとなる。したがって、合成ＣＴ画像データ６１Ｄによると、金属アーチファクトが低減された、本来のＣＴ撮影領域を表すＣＴ画像を生成することができる。
なお、画像再構成の精度を上げるために、補正処理部５１Ｐがローパスフィルタ処理を行うようにしてもよい。一般に、多数の画素からなる検出面を有するＸ線検出器２１でＸ線像を受光する場合、金属領域と非金属領域の境界をエッジとして、該エッジの画像が鮮明であれば、このエッジ部分の投影データの画像信号が高周波成分となる。すると、ＣＴ再構成計算時に、エイリアシングの効果によって、エッジ部分が再構成画像に影響を及ぼす場合がある。そのため、エッジ部分のみにローパスフィルタを適用し、この影響を低減させるように構成することもできる。
このような構成によれば、上述の位置特定部４１Ｐによる金属体位置の特定を高精度に行うことできる。このため、Ｘ線検出器２１の検出面で受けた通常投影データ中の金属相当領域と該金属相当領域外の領域との境界に相当する位置、すなわち上述のエッジの位置の特定も高精度にできる。このことを利用して、検出されたエッジの位置のみにローパスフィルタを適用して、エイリアシングを抑制し画像再構成の精度を向上することが可能である。
また、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、Ｘ線束の広がりが小さいため、大きな領域を撮影する場合よりも散乱線の発生量が少なく、ノイズの少ないＣＴ画像を再構成することができる。
＜２． 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、上記実施形態では、仮想金属体として仮想金部材９１ＶＭ、仮想チタン部材９３ＶＭを擬似的に配置するようにしているが、その他の仮想金属を配置するようにしてもよい。１種類の仮想金属体のみであってもよいし、３種類以上の仮想金属体を配置するようにしてもよい。
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
１０ａ Ｘ線発生器
２ 本体部
２０ Ｘ線検出部
２１ Ｘ線検出器
３０ 旋回アーム(支持体)
３１ 旋回軸
３７ 旋回用モータ（支持体旋回駆動部）
４２１ 被写体保持部
６０ 本体制御部
６１ 操作表示部
８ 情報処理装置
８０ 画像処理装置
８０１ 演算部
８０２ 記憶部
８１ 表示部
８３ 接続ケーブル
９０ 通常投影画像
９１ 通常ＣＴ画像
９２ ２値化ＣＴ画像
９３ 擬似投影画像
９４ 擬似ＣＴ画像
９５ 領域分離ＣＴ画像
９６ 金属抽出投影画像
９７ 補正投影画像
９８ 補正ＣＴ画像
９９ 合成ＣＴ画像
９１Ｂ、９２B、９３B、９4Ｂ 輝度
９１Ｍ 金部材
９１ＶＭ 仮想金部材(仮想金属体)
９１ｐ、９２ｐ、９３ｐ 画素
９３Ｍ チタン部材
９３ＶＭ 仮想チタン部材(仮想金属体)
１１Ｄ 通常投影データ
１２Ｄ 通常ＣＴ画像データ
２１Ｄ 擬似投影データ
２２Ｄ 擬似ＣＴ画像データ
３１Ｄ 仮想金属体輝度
４１Ｄ 位置特定データ
５１Ｄ 補正投影データ
５２Ｄ 補正ＣＴ画像データ
６１Ｄ 合成ＣＴ画像データ
１１Ｐ 通常ＣＴ画像データ取得部
２１Ｐ 擬似投影データ取得部
２２Ｐ 擬似ＣＴ画像データ生成部
３１Ｐ 仮想金属体輝度取得部
４１Ｐ 位置特定部
５１Ｐ 補正処理部
５２Ｐ 補正ＣＴ画像データ取得部
６１Ｐ 合成処理部
Ｍ１ 被写体

Claims (14)

  1. 被写体における、金属体を含んだ領域をＸ線ＣＴ撮影することによって取得された投影データを再構成して、ＣＴ画像データを取得する画像処理装置であって、
    前記投影データを基礎として、所定のＸ線吸収係数を持つ仮想金属体が前記Ｘ線ＣＴ撮影の撮影領域に擬似的に配置されたときの擬似投影データを演算により取得する擬似投影データ取得部と、
    前記擬似投影データを再構成して、擬似ＣＴ画像データを生成する擬似ＣＴ画像データ生成部と、
    前記擬似ＣＴ画像データにおける、前記仮想金属体に対応する輝度である仮想金属体輝度を取得する仮想金属体輝度取得部と、
    前記投影データを再構成したＣＴ画像データにおいて、前記仮想金属体輝度に対応する輝度を持つ金属相当領域の位置を特定する位置特定部と、
    前記投影データにおける、前記金属相当領域の輝度について、Ｘ線吸収によるＸ線強度の低下を補正する補正処理を行うことにより、補正投影データを取得する補正処理部と、
    前記補正投影データを再構成して、補正ＣＴ画像データを取得する補正ＣＴ画像データ取得部と、
    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、
    前記補正処理部は、
    前記投影データにおける、前記金属相当領域の輝度について、該金属相当領域周囲の輝度に応じて前記補正処理を実行する、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、
    前記補正ＣＴ画像データにおける、前記金属相当領域の輝度を、前記ＣＴ画像データにおける、同位置の輝度に応じて変換することにより、前記補正ＣＴ画像データと前記ＣＴ画像データとを合成する合成処理部、
    をさらに備えている、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、
    前記投影データは、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。
  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、
    前記投影データは、
    Ｘ線を発生するＸ線発生器と、
    被写体を透過した前記Ｘ線を検出するＸ線検出器と、
    前記Ｘ線発生器と前記Ｘ線検出器とを前記被写体を挟んで対向させた状態で支持する支持体と、
    前記支持体を旋回軸周りに旋回駆動して、前記Ｘ線発生器と前記Ｘ線検出器とを前記被写体の周りで旋回させる支持体旋回駆動部と、
    を備えているＸ線ＣＴ撮影装置により取得され、
    前記仮想金属体は、前記旋回軸と平行に延びるように配置された円柱体または略円柱体とされる、画像処理装置。
  6. 請求項５に記載の画像処理装置において、
    前記Ｘ線ＣＴ撮影装置は、被写体を保持する被写体保持部、をさらに備えており、
    前記仮想金属体は、前記被写体保持部に保持された前記被写体の位置情報に基づいて決定される前記金属体とは異なる位置に擬似的に配置される、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、
    前記位置特定部は、
    前記仮想金属体の輝度に対応する輝度を閾値として、前記ＣＴ画像データを２値化することにより、前記仮想金属体に相当する金属相当領域と、前記仮想金属体に相当しない領域とを区別する、画像処理装置。
  8. 請求項３に記載の画像処理装置において、
    前記擬似投影データ取得部は、
    前記投影データを基礎として、相互に前記Ｘ線吸収係数が異なる複数種類の仮想金属体が擬似的に配置された場合における、前記擬似投影データを演算により取得し、
    前記位置特定部は、
    前記投影データを再構成した前記ＣＴ画像データにおいて、前記複数種類の仮想金属体それぞれの前記仮想金属体輝度に対応する輝度を持つ領域の位置を、前記金属相当領域として個別に特定する、画像処理装置。
  9. 請求項８に記載の画像処理装置において、
    前記補正処理部は、
    前記投影データにおける、前記複数種類の仮想金属体のうち前記Ｘ線吸収係数が低い一部の仮想金属体に相当する前記金属相当領域のＸ線吸収度から、該仮想金属体に対応する金属体のＸ線吸収度に相当するＸ線吸収度を差し引くことで、前記輝度を補正する、画像処理装置。
  10. 請求項８または９に記載の画像処理装置において、
    前記位置特定部は、
    前記２種類の仮想金属体のそれぞれの輝度に対応する輝度を閾値として、前記ＣＴ画像データを３値化することにより、前記２種類の前記仮想金属体のうち、前記Ｘ線吸収係数が高い方に対応する金属体領域、前記Ｘ線吸収係数が低い方に対応する金属体領域、および、前記２種類の前記仮想金属体のどちらにも対応しない領域を区別する、画像処理装置。
  11. 請求項１から１０までのいずれか１項に記載の画像処理装置において、
    前記補正処理部は、
    前記投影データにおける前記金属体位置の領域を、隣接する１以上の画素を含めるように拡大した領域を、前記補正処理の対象領域とする、画像処理装置。
  12. 請求項１から１１までのいずれか１項に記載の画像処理装置において、
    前記補正処理部は、前記投影データ中の、前記金属相当領域と該金属相当領域外の領域との境界部分の投影データについては、ローパスフィルタ処理を行う、画像処理装置。
  13. 請求項１から１２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。
  14. 被写体における、金属体を含んだ領域をＸ線ＣＴ撮影することによって取得された投影データを再構成して、ＣＴ画像データを取得する画像処理方法であって、
    (a) 前記投影データを基礎として、所定のＸ線吸収係数を持つ仮想金属体が前記Ｘ線ＣＴ撮影の撮影領域に擬似的に配置されたときの擬似投影データを演算により取得する工程と、
    (b) 前記擬似投影データを再構成して、擬似ＣＴ画像データを取得する工程と、
    (c) 前記擬似ＣＴ画像データにおける、前記仮想金属体の仮想金属体輝度を取得する工程と、
    (d) 前記投影データを再構成したＣＴ画像データにおいて、前記仮想金属体輝度に対応する輝度を持つ金属相当領域の位置を特定する工程と、
    (e) 前記投影データにおける、前記金属相当領域の輝度について、Ｘ線吸収によるＸ線強度の低下を補正する補正処理を行うことにより、補正投影データを取得する工程と、
    (f) 前記補正投影データを再構成して、補正ＣＴ画像データを取得する工程と、
    を含んでいる、画像処理方法。
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