JP6122269B2 - 画像処理装置、画像処理方法、及びプログラム - Google Patents

Description

本発明は、Ｘ線を用いた断層画像診断における画像処理装置、画像処理方法、及びプログラムに関する。

Ｘ線を用いた断層画像による診断装置は1970年代に開発されてから４０年以上経つが、今なお診断技術の中心として発展活躍をしている。また、近年では制限された角度を用いて取得した投影画像を用いて断層画像を再構成するトモシンセシスも盛んに行われている。この方法はガントリーなどの大掛かりな装置を必要とせずに断層画像が得られ、金属アーチファクトが少ないため整形領域におけるインプラントの診断にも利用されている。

投影画像から断層画像を再構成する方法は様々な方法があるが、高速かつ数学的に精度の高い断層画像を得る方法として古くからフィルタードバックプロジェクションが用いられており、現在でも再構成方法の中心である。この方法はrampフィルターやShepp＆Loganフィルターなどの高周波を増幅する再構成フィルターで投影画像をフィルター処理してからバックプロジェクションを行う。しかしながら、人体に金属などのＸ線を高吸収する物質がある場合、人体と高吸収体の境界領域でオーバーシュートやアンダーシュートが発生し、断層画像にストリークアーチファクトが発生してしまう問題がある。トモシンセシスにおいても近年フィルタードバックプロジェクションによる再構成が盛んに行われているが、その副作用として金属によるストリークアーチファクトが見られる。

ストリークアーチファクトが発生すると、筋状、線上の長い尾引きが発生するため断層画像上の病変や臓器などの描画を劣化させてしまい、断層画像の診断能が著しく低下する。このため、長年にわたって高吸収体によって発生するストリークアーチファクトの様々な低減方法が考えられてきた。

特許文献１では、投影画像から高吸収体を取り除き、その部分を補間してから断層再構成をする方法が記載されている。特許文献２では断層画像におけるストリークアーチファクトに方向依存の適応フィルター処理し、ストリークアーチファクトを低減する方法が記載されている。特許文献３では高吸収体において高周波を抑制した再構成フィルターを用い、低吸収体では通常の再構成フィルターを用いることでストリークアーチファクトを低減する方法が記載されている。

特開平８−１９５３３号公報 特表２００８−５２８２２８号公報 特開２００６−２２６号公報

特許文献１の方法では高吸収体が他の部分で補間されてしまうため、不自然な断層画像が生成されてしまう可能性がある。また、整形などの分野では埋め込んだインプラントや金属プレートの状態を確認したい場合がある。この場合、高吸収体を取り除いてしまうと診断が困難となる恐れがある。特許文献２の方法では断層画像にフィルター処理を行うので、画像ボケが生じる場合やアーチファクトの抑制が不十分になる可能性がある。特許文献３の方法では高周波の抑制が不十分だとアーチファクト抑制が不十分になる可能性があり、逆に高周波を抑制しすぎると臓器などの低吸収体部分において画像ボケが生じてしまう可能性がある。

本発明は、上記問題点に鑑みてなされたものであり、フィルタードバックプロジェクションによって断層画像を再構成する際に、画像ボケを起こさずに効果的に高吸収体によるストリークアーチファクトを低減する方法を提供することを目的とする。

上記課題を解決するため、本発明は、複数の放射線投影画像から再構成フィルターを用いて断層画像の再構成処理を行う画像処理装置であって、複数の位置から照射したＸ線を放射線検出器で検出して得られる複数の放射線投影画像を取得する取得手段と、前記再構成フィルターによる処理対象の画素と、フィルター処理対象の画素に対する該再構成フィルター処理に用いられる周辺画素との画素値の差分値の絶対値が所定の閾値より小さい場合には該差分値を出力し、該差分値の絶対値が所定の閾値より大きい場合には該差分値よりも小さい値を出力する処理手段と、前記取得した複数の放射線投影画像を前記処理手段で処理して得られる出力データに基づいて断層画像の再構成処理を行う再構成手段とを備えることを特徴とする画像処理装置を提供する。

本発明によれば、フィルタードバックプロジェクションを用いた画像再構成において、画像ボケを起こさずに効果的に金属などの高吸収体によるストリークアーチファクトを低減することができる。

実施例１における画像処理装置の機能構成を示す図 実施例１における画像処理の流れを示すフローチャート 実施例１における関数の出力の一例を示す図 実施例２における画像処理の流れを示すフローチャート 実施例３における画像処理の流れを示すフローチャート 実施例３における関数の出力の一例を示す図 実施例４における画像処理の流れを示すフローチャート 実施例５における画像処理装置の機能構成を示す図 実施例５における画像処理の流れを示すフローチャート 実施例５における関心領域の設定の一例を示す図 実施例５における画像ヒストグラム解析の一例を示す図 実施例１における３次元座標軸の変数の関係を示す図 実施例１における投影画像の画素値の変化を示す図 実施例における撮影画面の一例を示す図 実施例におけるトモシンセシスの設定画面の一例を示す図 実施例におけるトモシンセシスの設定画面の他の一例を示す図

以下、本発明の実施の形態に係る画像処理装置、画像処理方法、及びプログラムについて添付図面を参照して詳細に説明する。なお、以下の記述ではトモシンセシスを例として説明するが、本発明は通常のＸ線ＣＴにおいても適用可能である。また、ＳＰＥＣＴ、ＰＥＴ，ＭＲＩなどのフィルタードバックプロジェクションを用いた再構成においても適用可能である。

＜実施例１＞
図１に実施例１に係る画像処理装置１００の機能構成を示す。Ｘ線管１０１は複数の照射角度からＸ線を照射する。寝台１０３は被検体１０２を寝かせる台である。Ｘ線検出器１０６はＸ線を受信してＸ線画像を取得する。機構制御部１０５はＸ線管１０１とＸ線検出器１０６の位置の制御を行う。撮影制御部１０４はＸ線検出器１０６を電気的に制御して、Ｘ線画像を取得する。Ｘ線発生装置（放射線発生装置）１０７はＸ線管を電気的に制御して、所定の条件でＸ線を発生させる。Ｘ線撮影システム制御部１０８は、機構制御部１０５と撮影制御部１０４を制御して、複数のＸ線照射角度からのＸ線画像を取得する。

Ｘ線撮影システム制御部１０８には、画像処理部１０９、画像保存部１１２が備えられ、１又は複数のコンピュータが内蔵される。コンピュータには、例えば、ＣＰＵ等の主制御手段、ＲＯＭ（Read Only Memory）、ＲＡＭ（Random Access Memory）等の記憶手段が具備される。また、コンピュータには、ＧＰＵ（Graphics Processing Unit）等のグラフィック制御手段、ネットワークカード等の通信手段、キーボード、ディスプレイ又はタッチパネル等の入出力手段等が具備されていてもよい。なお、これら各構成手段は、バス等により接続され、主制御手段が記憶手段に記憶されたプログラムを実行することで制御される。Ｘ線撮影システム制御部１０８には、さらに、撮影された投影画像を表示するモニタ１１０、ユーザーが操作する操作部１１１が備えられる。

画像処理部１０９はＸ線撮影システム制御部１０８の指示に従い、取得したＸ線画像を再構成し、断層画像を生成する。このために、画像処理部１０９は画素値差分部１１３、関数値計算部１１４、乗算部１１５、コンボリューション部１１６、バックプロジェクション部１１７を備える。
画像処理部１０９にはＸ線撮影システム制御部１０８が撮影制御部１０４を介して、Ｘ線検出器１０６から取得した様々なＸ線照射角度からの複数のＸ線画像（投影画像と呼ぶ）が入力される。投影画像にはあらかじめ欠陥補正やゲイン補正、対数変換などがおこなわれる。

画素値差分部１１３は、フィルター対象画素とフィルター対象画素周辺のフィルター処理に用いられる画素との差分値を計算する。
関数値計算部１１４は画素値差分部１１３で計算された差分値に基づき、差分値の絶対値が所定の閾値より小さいか等しいときには差分値をそのまま出力し、所定の閾値より大きいときには差分値の絶対値より絶対値が小さく符号が差分値と同じ値を出力する。この値は例えばゼロでもよい。

乗算部１１５は再構成フィルター係数と関数値計算部１１４の出力データを乗算する。再構成フィルターはrampフィルターやShepp＆Loganフィルターなどフィルタードバックプロジェクションで用いられる一般的なものを用いる。コンボリューション部１１６は乗算部１１５で使用された再構成フィルター係数を用いて、投影画像にフィルター処理を行う。

バックプロジェクション部１１７はフィルター処理された投影画像を用いてバックプロジェクションを行い、断層画像を生成する。バックプロジェクションは、再構成フィルター処理された投影画像（再構成フィルター処理後データ）について積分処理する工程を含む。実施例の１つで、実空間における重畳積分法を用いて再構成する場合には、理論的には、再構成フィルター処理された投影画像を、照射角θについて積分処理することとなる。このとき照射角とは、たとえば放射線検出器の中心とＸ線管の焦点を結んだ方向と、放射線検出器の検出面に対する鉛直方向とがなす角である。現実に得られる放射線投影画像は離散的であるため、その点を考慮して近似的な積分処理が行われる。この結果、高吸収体によるストリークアーチファクトが除去されて、画像ボケほとんど生じない断層画像を生成することができる。また、フィルターの周波数応答は変化しない。

次に、図２を用いて、図１に示す画像処理装置１００における画像処理の流れの一例について説明する。

まず、Ｓ２０１で投影画像を取得する。これは、Ｘ線管１０１のＸ線照射角度を−４０度〜４０度まで変えながら、被検体１０２をＸ線で撮影することにより行われる。撮影枚数は任意の数が可能であるが、例えば角度を１度ずつ変えながら、８０枚の投影画像を１５ＦＰＳで撮影すると６秒程度で画像の収集ができる。Ｘ線の撮影条件も任意の条件が設定可能であるが、胸などの撮影では１００ｋＶ、１ｍＡｓ程度で行えばよい。また、Ｘ線検出器１０６とＸ線管１０１との間の距離は透視撮影装置や一般撮影装置の設定範囲１００ｃｍ〜１５０ｃｍ程度に設定される。

また、Ｘ線検出器１０６はＸ線管１０１と反対方向に平行移動させる。このときの平行移動量は投影角度をβ、ＰをＸ線管１０１の回転中心とＸ線検出器１０６の中心との距離とすれば、Ｐtanβで与えられる。このようにＸ線検出器１０６を平行移動させれば、Ｘ線管１０１のＸ線照射方向が変わっても、基準軸はＸ線検出器１０６の中心を常に通る。

得られた一連の投影画像は前処理が行われた後、画像処理部１０９に入力される。前処理とはＸ線検出器１０６の欠陥画素や暗電流の補正、Ｘ線管１０１に起因する照射ムラの補正、対数変換などである。これらの処理はＸ線検出器で一般的に行われる処理を用いればよい。対数変換により、投影画像の画素値はＸ線減弱係数を線積分したものになる。このＸ線減弱係数の加法性に基づいてＸ線画像の再構成が行われる。

Ｓ２０２では画素値差分部１１３を用いて、フィルター対象画素とフィルター処理に用いられる周囲の画素との差分値pを計算する。
Ｓ２０３ではＳ２０２で計算した差分値の絶対値|p|を用いて、あらかじめ決められた閾値εとの比較を行う。この結果、絶対値|p|が閾値εより小さいか等しい場合は、Ｓ２０４で差分値pを出力し、絶対値|p|が閾値εより大きい場合は、Ｓ２０５で絶対値が閾値εより小さい値、例えば0、±ε、±(2ε-|p|)などを出力する。このＳ２０３〜Ｓ２０５の処理は関数値計算部１１４で行われ、その結果は図３で示すような区分線形関数F(p)で表される。図３（Ａ）乃至（Ｃ）に示す区分線形関数では、再構成フィルターによる処理対象の画素と該フィルター処理対象の画素の該再構成フィルター処理に用いられる周辺画素との画素値の差分値と閾値との大小関係に基づいて差分値か該差分値よりも小さい値を出力する。この特性が適切な金属アーチファクトの低減に貢献する。

Ｓ２０６では、乗算部１１５により、Ｓ２０４、Ｓ２０５の出力結果すなわちF(p)をrampフィルターやShepp & Loganなどの再構成フィルター関数に乗ずる。この処理は、即ち再構成フィルター関数をいわゆるイプシロン（ε）フィルター化することに対応する。εフィルターの特性により、処理対象画素と周辺画素との差分値（以下差分信号）を局所情報として用い、差分信号が小さい場合処理対象画素と周辺画素との相関が強いと考え，積極的に周辺の画素を用いようとする。これにより、金属等被写体部分と大きく異なる画素値の影響を低減することができる。εフィルターでは、画素値の差分が閾値ε即ちパラメータとして用いられるため、放射線撮影により得られる投影画像についてより適切かつ簡易にパラメータを調整することができる。別の実施例では、εフィルターに代えて、画像の性質に合わせてフィルターの係数を変化させる処理であるデータ依存型処理を用いることもできる。

Ｓ２０７ではＳ２０６でF(p)を乗ぜられた再構成フィルターh(t)を投影画像にコンボリューションする。この処理はコンボリューション部１１６で行われ、トモシンセシスの場合以下の数式（１）で表される。

ここで、x_t、z_tはＸ線検出器１０６上の座標であり、それぞれＸ線検出器１０６の移動方向に平行、垂直な座標である。また、βは投影角度、q(x_t,z_t,β）はＸ線検出器１０６上の画素値を示し、J_Cはトモシンセシスの幾何構成に積分変数を変換するための係数である。J_Cは以下の数式（１−１）で表される。

数式（１−１）における各変数の関係を図１２に示す。３次元座標軸x、y、zは再構成座標空間を示し、アイソセンタを原点としている。xz平面はＸ線検出器１０６の検出面に平行な面で、アイソセンタ３０１を通る面である。また、y軸はＸ線検出器１０６の検出面に垂直な法線である。x_t とz_tはＸ線検出器１０６上の点とX線管１０１の焦点３０２を結ぶ直線３０３が、xz平面と交わる点のｘ座標、ｚ座標である。ｙ軸とX線管１０１の基準軸の成す角βが、Ｘ線照射角度（投影角度）である。式（１−１）は直線３０３と直線３０４の成す角の余弦値を表している。直線３０４は直線３０３がxz平面と交わる点からz軸に降ろした垂線が交わる点と焦点３０２を結ぶ線である。このコンボリューションにより２次元フィルタード投影画像G(x_t’, z_t, β)が得られる。

現実の計算は計算機を用いて離散的に行われるため、離散系に上記式を適用した際の計算方法を明らかにする。
説明の都合上ため、xt軸のみで考え、トモシンセシス幾何構成を表現するJcは省略する。また、離散系では積分は加算処理になる。図１３に示すように、通常の被写体部分に対して金属部分はＸ線を極端に強く吸収するために画素値が急激に低下する。再構成フィルター処理は対象画素を黒丸、周辺画素を白丸、各画素値をｑ_N、フィルター係数をｈ_Nとする。

このとき従来方法でのフィルター処理は以下の数式（１−２）で表される。
一方、本発明におけるフィルター処理は以下の数式（１−３）のようになる。

ここでＦが図３（ａ）で示される区分線形関数で、ｑ₀と各ｑ_Nの差がε以内のときは、以下の数式（１−４）となる。

再構成フィルターは直流成分がゼロのため、数式（１−４）の（）内はゼロとなり、結果として数式（１−２）と等しくなる。図１３のように金属が画像にあり、ｑ₂とｑ₀の差がεを超える時、数式（１−３）は以下の数式（１−５）のようになる。

すなわち、フィルター処理からｑ₂が排除され、その代わりにｈ₂に対してｑ₀が乗ぜられる形になる。このようにすることで、ｑ₀の画素に対する再構成フィルタ処理において、処理後に得られる画素Ｇ₀に与えるｑ₂の画素の影響を低減する処理を施すことができる。つまり、Ｇ₀を得る際に、例えば金属の影響によりｑ₀の画素と画素値が大きく異なるｑ₂の画素の影響が弱められ、画素値がより変更されない方向に補正される効果がある。この結果、金属の急激な画素値の変化に対するシュートの発生が抑制され、断層画像にストリークアーチファクトが発生するのを防ぐことができる。また、従来方法のようにローパスフィルター等を用いる必要がないので、画像ボケなどの副作用も生じにくい。

ここで別の実施例では、数式（１−５）に対応する値が得られればよいため、数式（１−２）におけるｈ₂ｑ₂を数式（１−５）におけるｈ₂ｑ₀等に変更する処理が行われれば良い。つまり、ｑ２の影響を低減する処理を行う限りにおいては、種々の変更が可能である。例えば、上述のｈ２ｑ₀に対応する値を得るため、ｑ₂をｑ₀に変更するのではなくｈ₂をｈ₂’のように再構成フィルターの係数を変更することで、ｑ₂がＧ₀に与える影響を低減することができる。また例えば、得られたＧ₀を補正してｑ₂の影響を低減する処理を施すこととしても良い。

また、上述したｑ₀の画素に対する処理の例は、図３（Ａ）に示した非線形関数を例に用いているが、これに限らず、図３（Ｂ）や図３（Ｃ）の関数を用いることとしても、金属部分の画素の影響を低減した再構成を行うことができる。

図２に戻り、Ｓ２０８では２次元フィルタード投影画像G(x_t ^’,z_t,β)をバックプロジェクションすることで任意の３次元座標
における断層画像
を生成する。この処理はバックプロジェクション部１１７で行われ、以下の数式（２）で表される。

数式（２）においてβmは最大投影角度である。J_Bはトモシンセシスの幾何構成に積分変数を変換するための係数であり、以下の数式（２−１）で表される。

ここで、
はアイソセンタを原点とした再構成点を示す３次元ベクトル、
はＸ線管の基準軸（ビーム中心）に沿った、単位ベクトルである。この結果、高吸収体によるストリークアーチファクトを抑制した断層画像
を得ることができる。上記式の計算が、現実には離散系で得られたデータに対して離散的な加算処理により行われることは言うまでもない。

なお、本実施例はトモシンセシスの場合を例にして記述したが、通常のＸ線ＣＴにおいても適用可能である。また、ＳＰＥＣＴ、ＰＥＴ，ＭＲＩなどのフィルタードバックプロジェクションを用いた再構成においても適用可能である。これらに適用する場合の再構成方法は一般的に用いられているFeldkamp法やファンビーム再構成法を用いればよい。

＜実施例２＞
次に、図４を用いて、実施例２の画像処理の流れについて説明する。なお、機能構成は実施例１と同じ図１に示すものであり、処理の流れについても実施例１と重複する部分は同じものとし、説明を省略する。

Ｓ２０１とＳ２０２の処理は実施例１と同じである。次に、関数値計算部１１４を用いて、実施例１のＳ２０３〜Ｓ２０５の処理に代えて、Ｓ３０１の処理を行う。即ち、Ｓ３０１で差分値の絶対値|p|に応じて重み係数を計算する。これは、例えば以下の数式（３）で表される。ここでσは、撮影部位等に応じて実験的に定められる値であり、実施例１のεと同様に設定される。

Ｓ３０２では、乗算部１１５により、Ｓ３０１の重み出力結果w(t)をrampフィルターやShepp & Loganなどの再構成フィルター関数に乗ずる。
Ｓ３０３ではＳ３０２でw(t)を乗ぜられた再構成フィルターh(t)を投影画像にコンボリューションする。この処理はコンボリューション部１１６で行われ、以下の数式（４）で表される。

このコンボリューションにより２次元フィルタード投影画像G(x_t’, z_t, β)が得られる。Ｓ２０８の処理は実施例１と同じである。

Ｓ３０１からＳ３０３の処理により、金属などの高吸収体のエッジが再構成フィルタリングに与える影響が小さくなるため、シュートが発生しづらくなる。この結果、断層画像から金属によるストリークアーチファクトが効果的に低減される。また、フィルターの周波数特性が損なわれにくいため、画像ボケなどの副作用も生じにくい。なお、この方法においてはフィルターの直流成分が保存されないが、Ｓ３０２の処理の結果得られたフィルター係数を足し合わせて直流成分を計算し、フィルター係数から減じて調整すれば直流成分を保存することができる。

＜実施例３＞
次に、図５を用いて、実施例３の画像処理の流れについて説明する。なお、機能構成は実施例１と同じ図１に示すものであり、処理の流れについても実施例１と重複する部分は同じものとし、説明を省略する。

実施例１によって高吸収体によるストリークアーチファクトを効果的に低減することができるが、高吸収体のコントラストも失われてしまう場合がある。整形などの分野では埋め込んだインプラントや金属プレートの状態なども観察したい場合がある。本実施例ではこうした要求に答えるため、高吸収体のコントラストも維持し、ストリークアーチファクトを効果的に低減する。

Ｓ２０１とＳ２０２の処理は実施例１と同じである。次に、関数値計算部１１４を用いて、実施例１のＳ２０３の処理に代えてＳ４０３の処理を行う。即ち、Ｓ４０３ではＳ２０２で計算した差分値pを用いて、あらかじめ決められた閾値εとの比較を行う。この結果、差分値pが閾値εより小さいか等しい場合は、Ｓ４０４で差分値pをそのまま出力し、差分値pが閾値εより小さい場合は、Ｓ４０５で絶対値が閾値εより小さい値、例えば０、±ε、±(2ε-|p|)などを出力する。このＳ４０３〜Ｓ４０５の処理は関数値計算部１１４で行われ、その結果は図６で示すような区分線形関数F(p)で表される。Ｓ２０６〜Ｓ２０８の処理は実施例１と同じである。なお、投影画像の画素値が反転している場合は、前記の大小関係を入れ替えれば良い。また、上述の処理ではフィルター処理対象の画素を周辺画素から差し引く式が用いられているが、逆に引き算する場合には、閾値の正負符号は反転する。図６（Ａ）乃至（Ｃ）に示す本発明の実施例にかかる再構成フィルターは、処理対象の画素と該フィルター処理対象の画素の該再構成フィルター処理に用いられる周辺画素との画素値の差分値の絶対値が閾値よりも小さい場合には該差分値を出力する。一方、該差分値の絶対値が閾値よりも大きい場合には該差分値よりも小さい値を出力する。これにより、金属部分をトモシンセシス画像に描出しつつ、金属アーチファクトを低減させることができる。

図６で示すような原点で非軸対称な区分線形関数F(p)を用いることで、低吸収体部分のフィルタリングには高吸収体の影響を排除できる。これによりストリークアーチファクトを抑制することができる。また、フィルターの周波数応答は変化しないため、画像ボケも生じにくい。一方で、高吸収体部分のフィルタリングには低吸収体部分も考慮される。これにより、高吸収体内部のコントラストを維持することができる。

＜実施例４＞
次に、図７を用いて、実施例４の画像処理の流れについて説明する。なお、機能構成は実施例２と同じ図１に示すものであり、処理の流れについても実施例２と重複する部分は同じものとし、説明を省略する。

実施例２によって高吸収体によるストリークアーチファクトを効果的に低減することができるが、高吸収体のコントラストも失われてしまう場合がある。整形などの分野では埋め込んだインプラントや金属プレートの状態なども観察したい場合がある。本実施例ではこうした要求に答えるため、高吸収体のコントラストを維持し、ストリークアーチファクトも効果的に低減する。

Ｓ２０１、Ｓ２０２、Ｓ３０２、Ｓ３０３、Ｓ２０８の処理は実施例2と同じであり、相違するのはＳ５０１の処理のみである。即ち、本実施例では、関数値計算部１１４を用いて、実施例２のＳ３０１に代えてＳ５０１の処理を行う。Ｓ５０１では差分に応じて重み係数を計算する。この処理は、例えば以下の数式（５）で表される。
のとき
のとき

数式(５)、数式(６)で示すような原点で非軸対称な重みを用いることで、低吸収体部分のフィルタリングには高吸収体の影響を低減できる。これによりストリークアーチファクトを抑制することができる。また、フィルターの周波数応答が変化しにくいため画像ボケも生じにくい。一方で、高吸収体部分のフィルタリングには低吸収体部分も考慮される。これにより、高吸収体内部のコントラストを維持することができる。

＜実施例５＞
次に、図８〜図１１を用いて、実施例５の画像処理の流れについて説明する。図８に示す画像処理装置６００は、画像処理部６０２が実施例１の画像処理部１０９にパラメータ設定部６０１を追加している点で実施例１の画像処理装置１００と異なる。また、図９に示す画像処理は、図2に示す処理にＳ７０１を追加している点で実施例１の画像処理と異なる。本実施例ではこのような形で閾値εの具体的な設定方法を説明する。なお、本実施例の設定方法は実施例２〜４にも適用できるのは容易に想像できる。

本発明が有効に実施されるためには閾値εの設定値が適切であることが重要である。閾値εを設定するために、撮影された投影画像をモニタ１１０に表示する。操作部１１１においてユーザーは投影画像上で図１０のように金属８０１と骨部８０２の２点を指定する。Ｓ７０１ではパラメータ設定部６０１により、この２点の指定部分の画素値の差を計算し閾値ε値とする。

また、実施例２や４の場合は例えばεをFWHMとみなし、
のように設定すればよい。また、その他にも投影画像を解析して金属と金属外を自動的に抽出し、その値の差分を用いて閾値を設定してもよい。例えば、図１１に示すように投影画像のヒストグラムを作成すると、金属部分はＸ線を強く吸収するため低い画素値にピークを持つ。このピークを検出し、被写体の分布裾との差９０１を閾値εに設定すればよい。

図１４は、実施例にかかるＸ線撮影システム制御部１０８の表示制御部によりモニタ１１０に表示される撮影画面の一例である。撮影画面は、同じくモニタ１１０に表示されたカーソルを操作部１１１に含まれるマウスデバイス等により操作して、投影画像の撮影と、撮影された画像の確認を行うための画面である。撮影画面のデータは例えばＸ線撮影システム制御部内のメモリに格納されており、表示制御部の制御に応じて図１４に示すような配置で表示される。

検査情報表示タブ１４０１は、現在進行中の検査に関する情報を表示させる表示タブであり、撮影対象の患者情報と撮影モードの設定に応じて表示制御部により表示される。過去画像表示タブ１４０２は、過去の撮影済みの画像情報を表示するための表示タブであり、操作部１１１によりカーソルでクリックすることにより検査情報表示タブに代えてモニタ１１０に前面表示される。表示形態変更ボタン１４０３は選択画像表示領域１４０４に表示される放射線画像の表示形態を変更するためのボタン或いはボタン群である。マウスカーソルによるボタンのクリックに応じて、以下の表示形態の１つが選択される。選択された１枚のみ表示させる表示形態、同一検査あるいは同一患者についての複数の放射線画像を並べて表示させる表示形態、トモシンセシス撮影や透視・シネ撮影などで得られた複数の投影画像やフレーム画像を並べて表示させる表示形態である。表示制御部により選択された表示形態で表示される。図１４に示す撮影画面では、画像表示領域１４０４に選択された断層画像が表示されている。

表示領域１４０５は現在の検査の患者情報が表示されている。ここで患者情報とは例えば患者のＩＤや患者名、性別や年齢等の患者に固有の情報である。表示領域１４０６は発生装置制御部１０７から送られてきた、表示中の画像に関連して行われた放射線照射に関する情報である実施情報が表示される。ここで実施情報とは例えば、画像表示領域１４０４に表示されている断層画像の再構成に用いる投影画像群の撮影時刻、総照射時間、総面積線量、総吸収線量、総空気カーマの情報である。これに追加して、図１４に示すようにＨＤＤの残量を表示させることとしてもよい。表示領域１４０７には、撮影装置側で設定された撮影情報が表示される。例えば、管電圧、照射時間、管電流、ｍＡｓ値、ビニング状態、フレームレート等の情報である。またこれに加えて、現在表示中の画像がトモシンセシス画像や透視・シネ画像である場合に、フレーム番号を表示させることとしてもよい。

検査パネル１４０８には、現在検査中の患者に関する撮影予約情報及び撮影済み情報が表示される。表示領域１４０９には、撮影モードが表示される。図１４の例では、トモシンセシス撮影、ビニング２×２、テーブルに収納された動画センサで撮影する旨の撮影モード情報が表示されている。ボタン１４１０は、投影画像群から再構成画像を生成するための設定を行う設定画面を表示させるためのボタンである。表示領域１４１１は撮影されたサムネイル画像を表示する領域である。図１４の例では、２つのサムネイルが表示され、１つは収集された投影画像セットの代表画像が、他方には生成された再構成画像のサムネイルが表示されている。選択表示枠１４１２は画像表示領域１４０４に表示させる画像の選択状態を表すものである。カーソルによりサムネイル画像をクリックすることでクリックされたサムネイル画像が表示制御部により選択され、選択表示枠１４１２が当該選択されたサムネイルを囲う位置に表示される。

照射角設定ＧＵＩ１４１３は、投影画像を撮影する際に機構制御部１０５及びＸ線発生装置制御部１０７に対してＸ線管１０１の照射位置の振れ角の大きさを設定するためのＧＵＩ（Graphical Use Interface）である。１つの実施例では、設定を効率化するため、照射角の設定ＧＵＩではＦＰＤの中心位置に対して前後の振れ角が等しいように設定する場合には、数値を１つ入力すれば振れ角の設定が完了するように構成されている。例えば、照射角設定ＧＵＩ１４１３に３０と入力すれば、プラスマイナス３０度、合わせて６０度の振れ角で放射線を照射することとなる。ここで振れ角は、例えばＸ線検出器１０６の中心位置とＸ線管１０１の焦点とを結ぶ線と、Ｘ線検出器１０６の中心位置を通り重力方向の直線とがなす鋭角とすることができる。ここで、Ｘ線撮影システム制御部１０８は、例えば予め接続された機構制御部１０５及びＸ線発生装置制御部１０７の識別情報に応じて振れ角の最大値をメモリに保持しておく。こうすることで、最大値以上の振れ角が入力された場合には、表示制御部が警告を表示するか、或いは入力値を最大値で置き換える処理をすることができる。この振れ角の情報は照射角設定ＧＵＩ１４１３に対する入力に応じて自動的にＸ線撮影システム制御部１０８が機構制御部１０５及びＸ線発生装置制御部１０７へと送信する。

その他、過去画像表示パネル１４１４は、過去画像表示タブ１４０２を前面表示せずとも、検査画面上１４０１上で過去画像を参照できるようにするための表示領域である。表示領域１４１５には過去画像のサムネイルが表示される。図１４の例では、過去に撮影されたトモシンセシス撮影の投影画像が表示される。ボタン１４１６は、表示領域１４１５に表示される過去画像を過去画像リストから選択するための画面を表示制御部により表示させるためのボタンである。画像調整パネル１４１７は、画像表示領域１４０４に表示された画像に対する調整を行うための複数のボタンが配置された表示領域である。例えば、画像の±９０度回転、上下左右反転、白黒反転、画像表示領域１４０４に対する表示画像の中心位置変更、等倍（ライフサイズ）表示、拡大縮小、領域選択をそれぞれ指示するためのボタンが表示される。その他、画像調整パネル１４１７でノ調整をリセットするためのボタンや、診断画像としての適不適を画像に対してラベル付けするための写損ボタンが表示されていてもよい。ボタン１４１８は現在実行中の検査を保留し他の検査を選択するための検査保留ボタン、ボタン１４１９は現在の検査画像をストレージに出力するためのボタン、ボタン１４２０は現在の検査を終了させ、撮影画面の表示を終了させるためのボタンである。

図１５Ａ、１５Ｂは、ボタン１４１０がカーソルによりクリックされることに応じて表示部に表示される、トモシンセシスの設定画面の例である。画像表示領域１５０１には、再構成処理により得られる再構成画像が表示される。領域１５０２は、撮影制御部１０４、機構制御部１０５、Ｘ線発生装置制御部１０７からトモシンセシス撮影の実施結果として送られてくる実施情報を表示させるための領域である。例えば、振れ角、Ｘ線管１０１とＸ線検出器１０６との間の距離、Ｘ線検出器１０６のピクセルピッチ、アイソセンタとＸ線検出器１０６の距離、撮影された投影画像数、振れ角のピッチ、テーブルの識別情報である。ここで、振れ角等の情報は図１４に示す撮影画面で予め設定された情報であるが、振れ角の情報についても実施情報として機構制御部１０５やＸ線発生装置制御部１０７から送信される。これは、厳密には誤差により設定値と完全に一致する振れ角で撮影することは不可能に近いため、その後差分も考慮して再構成処理に用いるためである。例えば、Ｘ線管１０１及びＸ線検出器１０６の移動方向に関して前後の振れ角は等しくなるように撮影装置からは設定しているが、厳密には１０^０、１０＾−１以下のオーダでの誤差が発生しうることを意味している。

その他、表示領域１５０３は再構成パラメータを設定するための表示領域である。例えば、フィルタードバックプロジェクション或いは逐次再構成などの再構成方法、RampやShopp&Loganなどの再構成フィルター、フィルターの直流成分、カットオフ周波数、再構成スライスのピッチ、再構成スライスの数などの設定が可能である。

ボタン１５０４は設定に基づいて再構成処理の開示を指示するボタンである。カーソルによりボタン１５０４をクリックすることに応じて画像処理部１０９による再構成処理が開始され、再構成処理の終了後、画像表示領域１５０２に再構成画像が表示される。

図１５Ｂの表示領域１５０５は再構成画像または投影画像のウィンドウレベル及びウィンドウ幅を設定するためのＧＵＩである。ここでウィンドウレベルは例えば画像の代表画素値を示し、例えば画像の中央値である。ウィンドウ幅は階調幅を示し、例えば画像の上位５％点と、下位５％点の差の値である。表示領域１５０６は幾何情報（幾何配置）の設定領域であり、左右上下反転、表示領域１５０１に対する表示された再構成画像の中心位置の変更、±９０度回転、ズーム指示及びズーム割合の設定をするためのＧＵＩが表示される。

表示領域１５０２、１５０３、１５０５、１５０６はカーソルによるクリックに応じて表示制御部によりその表示領域が拡縮する。図１５Ａは表示領域１５０２及び１５０３が拡大され、１５０５及び１５０６が縮小された状態であり、図１５Ｂは表示領域１５０５及び１５０６が拡大され、１５０２及び１５０３が縮小された状態である。

プレイバックボタンズ１５０７は再構成画像を上から或いは下から順に連続的に切り替え表示するためのボタンであり、逆早送り再生、下端表示、再生及び一時停止、上端表示及び順早送り表示をそれぞれ指示するためのボタン群である。

以上が本発明の代表的な実施形態の例であるが、本発明は、上記及び図面に示す実施形態に限定することなく、その要旨を変更しない範囲内で適宜変形して実施できるものである。例えば、本発明は、例えば、システム、装置、方法、プログラム若しくは記憶媒体等としての実施態様を採ることもできる。具体的には、複数の機器から構成されるシステムに適用してもよいし、また、一つの機器からなる装置に適用してもよい。

＜その他の実施例＞
また、本発明は、以下の処理を実行することによっても実現される。即ち、上述した実施形態の機能を実現するソフトウェア（プログラム）を、ネットワーク又は各種記憶媒体を介してシステム或いは装置に供給し、そのシステム或いは装置のコンピュータ（またはＣＰＵやＭＰＵ等）がプログラムを読み出して実行する処理である。

Claims (12)

1. 複数の放射線投影画像から再構成フィルターを用いて断層画像の再構成処理を行う画像処理装置であって、
   複数の位置から照射したＸ線を放射線検出器で検出して得られる複数の放射線投影画像を取得する取得手段と、
   前記再構成フィルターによる処理対象の画素と、フィルター処理対象の画素に対する該再構成フィルター処理に用いられる周辺画素との画素値の差分値の絶対値が所定の閾値より小さい場合には該差分値を出力し、該差分値の絶対値が所定の閾値より大きい場合には該差分値よりも小さい値を出力する処理手段と、
   前記取得した複数の放射線投影画像を前記処理手段で処理して得られる出力データに基づいて断層画像の再構成処理を行う再構成手段と、
   を備えることを特徴とする画像処理装置。
2. 前記処理手段は、前記放射線投影画像について、再構成フィルターによる処理対象の画素と該フィルター処理対象の画素の該再構成フィルター処理に用いられる周辺画素との画素値の差分値と閾値との大小関係に基づいて該差分値を出力するか、該差分値よりも小さい値を出力するかを切り替え、
   前記再構成手段は、前記取得した複数の放射線投影画像を前記処理手段で処理して得られる出力データと前記再構成フィルターとに基づいて断層画像の再構成処理を行うことを特徴とする、請求項１に記載の画像処理装置。
3. 前記再構成手段は、前記出力データと前記再構成フィルターとを畳み込み処理することを特徴とする、請求項１に記載の画像処理装置。
4. 前記再構成手段は、前記出力データと前記再構成フィルターとを畳み込み処理する際に、前記処理対象の画素と放射線発生装置の焦点との幾何配置に基づいて前記出力データと前記再構成フィルターの少なくともいずれかを補正することを特徴とする、請求項３に記載の画像処理装置。
5. 前記再構成手段は、前記複数の放射線投影画像のそれぞれを前記処理手段で処理して得られる出力データを前記再構成フィルターで処理し、再構成フィルター処理後データのそれぞれを取得し、
   前記再構成フィルター処理後データのそれぞれを加算することにより断層画像を取得することを特徴とする、請求項１に記載の画像処理装置。
6. 前記再構成手段は、前記再構成フィルター処理後データのそれぞれを加算する際に、再構成位置と放射線発生装置の焦点と前記再構成フィルター処理後の画素の位置との幾何配置に基づく係数を前記再構成フィルター処理後データに乗じて加算し、前記再構成位置における画素値を得ることにより断層画像を取得することを特徴とする、請求項５に記載の画像処理装置。
7. 前記再構成手段は、前記放射線投影画像の直流成分に対するフィルターの応答が０である再構成フィルターを用いることを特徴とする、請求項１〜６のいずれか１項に記載の画像処理装置。
8. 前記処理手段は、前記放射線投影画像について、再構成フィルターによる処理対象の画素と該フィルター処理対象の画素の該再構成フィルター処理に用いられる周辺画素との画素値の差分値の絶対値が閾値よりも小さい場合には該差分値を出力し、該差分値の絶対値が閾値よりも大きい場合には該差分値よりも小さい値を出力し、
   前記再構成手段は、前記取得した複数の放射線投影画像を前記処理手段で処理して得られる出力データと前記再構成フィルターとに基づいて断層画像の再構成処理を行うことを特徴とする、請求項１〜６のいずれか１項に記載の画像処理装置。
9. 前記放射線投影画像の中でユーザーが指定した２つの点の画素値の差に基づいて前記閾値を設定する手段をさらに備えることを特徴とする、請求項１〜８のいずれか１項に記載の画像処理装置。
10. 前記放射線投影画像を解析することにより得られる２つの点の画素値の差に基づいて前記閾値を設定する手段をさらに備えることを特徴とする、請求項１〜９のいずれか１項に記載の画像処理装置。
11. 複数の放射線投影画像から再構成フィルターを用いて断層画像の再構成処理を行う画像処理方法であって、
    複数の位置から照射したＸ線を放射線検出器で検出して得られる複数の放射線投影画像を取得する取得ステップと、
    前記再構成フィルターによる処理対象の画素と、フィルター処理対象の画素に対する該再構成フィルター処理に用いられる周辺画素との画素値の差分値の絶対値が所定の閾値より小さい場合には該差分値を出力し、該差分値の絶対値が所定の閾値より大きい場合には該差分値よりも小さい値を出力する処理ステップと、
    前記取得した複数の放射線投影画像を前記処理ステップで処理して得られる出力データに基づいて断層画像の再構成処理を行う再構成ステップと、
    を備えることを特徴とする画像処理方法。
12. 請求項１１に記載の画像処理方法をコンピュータに実行させるプログラムを記録したコンピュータ読み取り可能な記録媒体。