JP6375575B2 - 画像処理装置、画像処理方法、及びｘ線撮影装置 - Google Patents

Description

本発明は、Ｘ線撮影領域に含まれる金属体の位置を特定する画像処理装置及び画像処理方法並びに画像処理装置を備えるＸ線撮影装置に関する。

Ｘ線撮影装置では、金属アーチファクトの低減などのために、Ｘ線撮影領域に含まれる金属体の位置を正確に特定することが求められている。

特開２０１３−２４０５８４号公報

特許文献１で提案されている画像処理装置は、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Ｘ線ＣＴ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し、その擬似投影データを利用してＸ線撮影領域に含まれる金属体の位置を特定している。

しかしながら、特許文献１で提案されている画像処理装置は、金属体がＦＯＶ内に位置していることを前提としているため、金属体がＦＯＶからはみだした場合に金属体の位置を特定することができない。また、特許文献１で提案されている画像処理装置は、擬似投影データを再構成するという処理を行っているため計算時間がかかる。

本発明は、上記の状況に鑑み、金属体がＦＯＶからはみだした場合であっても金属体の位置を特定することができ、計算時間が短い画像処理装置、画像処理方法、及びＸ線撮影装置を提供することを目的とするものである。

上記目的を達成するために本発明に係る画像処理装置においては、Ｘ線撮影に基づく画像の所定方向における輝度値の変化度合に基づいて、前記Ｘ線撮影に基づく画像における金属体と非金属体との境界を特定する特定部を備える（第１の構成）とする。これにより、Ｘ線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。また、特許文献１で行われている擬似投影データの再構成処理が不要であるので、計算時間を短くすることができる。

上記第１の構成の画像処理装置において、前記特定部が、前記Ｘ線撮影に基づく画像の前記所定方向に沿った複数の隣接する調査線上それぞれにおける輝度値の変化度合に基づいて、前記Ｘ線撮影に基づく画像における金属体と非金属体との境界を特定する構成（第２の構成）とすることが好ましい。これにより、金属体と非金属体との境界と、骨部分と非骨部分との境界との判別が容易となる。

上記第１又は第２の構成の画像処理装置において、前記Ｘ線撮影に基づく画像に対して、前記特定部による特定結果を用いて、金属であると判定されたピクセルには第１の値を付与し、金属でないと判定されたピクセルには第２の値を付与することで、二値化データを得る二値化データ生成部と、前記二値化データに基づくサイノグラムを生成するサイノグラム生成部と、前記サイノグラムから正弦波状曲線領域を抽出する抽出部と、前記抽出部によって正弦波状曲線領域が抽出された抽出処理済みサイノグラムから投影画像または測定画像を生成する画像生成部とを備える構成（第３の構成）とする。これにより、金属体の位置をより一層高精度に特定することができる。

上記第３の構成の画像処理装置において、前記抽出部が、前記サイノグラムに含まれていない正弦波状曲線を補完し、前記サイノグラムに含まれている正弦波状曲線及び補完した正弦波状曲線に基づいて正弦波状曲線領域を抽出する構成（第４の構成）とすることが好ましい。これにより、金属体の位置をより一層高精度に特定することができる。

上記第３又は第４の構成の画像処理装置において、前記抽出部が、正弦波状曲線領域の途切れを補正して正弦波状曲線領域を抽出する構成（第５の構成）とすることが好ましい。これにより、金属体の位置をより一層高精度に特定することができる。

上記第３〜第５のいずれかの構成の画像処理装置において、前記抽出部が、正弦波状曲線領域同士の交差部分の形状を補正して正弦波状曲線領域を抽出する構成（第６の構成）とすることが好ましい。これにより、金属体の位置をより一層高精度に特定することができる。

また、上記目的を達成するために本発明に係る画像処理方法においては、Ｘ線撮影に基づく画像の所定方向における輝度値の変化度合に基づいて、前記Ｘ線撮影に基づく画像における金属体と非金属体との境界を特定する特定ステップを備えるようにしている。

また、上記目的を達成するために本発明に係るＸ線撮影装置においては、被写体に対してＸ線を照射するＸ線照射部と、前記被写体を透過したＸ線を検出するＸ線検出部と、前記Ｘ線検出部の検出結果を用いてＸ線撮影に基づく画像を生成するＸ線画像生成部と、前記Ｘ線撮影に基づく画像を用いて画像処理を行う上記第１〜第６のいずれかの構成の画像処理装置とを備える構成とする。

本発明によると、金属体がＦＯＶからはみだした場合であっても金属体の位置を特定することができる。また、計算時間を短くすることができる。

本発明の各実施形態に係るＸ線撮影装置の本体部の外観を示す図である。 局所ＣＴ撮影モードの軌道を示す図である。 局所ＣＴ撮影モードにおいて、撮影対象部位の中心を前歯の位置に設定した場合の撮影対象部位の中心及び画像再構成範囲を示す図である。 局所ＣＴ撮影モードにおいて、撮影対象部位の中心を左顎の位置に設定した場合の撮影対象部位の中心及び画像再構成範囲を示す図である。 局所ＣＴ撮影モードにおいて、撮影対象部位の中心を右第２小臼歯の位置に設定した場合の撮影対象部位の中心及び画像再構成範囲を示す図である。 全歯ＣＴ撮影モードの軌道を示す図である。 全顎ＣＴ撮影モードの軌道を示す図である。 画像処理装置の一構成例を示す図である。 投影画像データの一例を示す図である。 図９に示す投影画像データのある横軸方向におけるプロファイルを示すグラフである。 差分の算出手順を示すフローチャートである。 Ｘ線撮影領域に含まれる金属体の位置を特定する処理の一例を示すフローチャートである。 二値化データのサイノグラムを示す図である。 二値化データのサイノグラムを示す図である。 二値化データのサイノグラムを示す図である。 正弦波状曲線の修正処理を示すフローチャートである。 サイノグラム上に存在する正弦波状曲線の右肩下がり部分を模式的に示す図である。 横軸中心位置から金属部分始点の座標まで左から右に向かって横方向に沿って「０」を入力した様子を示すである。 横軸中心位置から金属部分終点の座標まで左から右に向かって横方向に沿って「１」を入力した様子を示すである。 横軸中心位置から金属部分終点の座標まで右から左に向かって横方向に沿って「０」を入力した様子を示すである。 横軸中心位置から金属部分始点の座標まで右から左に向かって横方向に沿って「１」を入力した様子を示すである。 サイノグラム上に存在する正弦波状曲線の右肩上がり部分を模式的に示す図である。 横軸中心位置から金属部分終点の座標まで左から右に向かって横方向に沿って「０」を入力した様子を示すである。 横軸中心位置から金属部分始点の座標まで左から右に向かって横方向に沿って「１」を入力した様子を示すである。 横軸中心位置から金属部分始点の座標まで右から左に向かって横方向に沿って「０」を入力した様子を示すである。 横軸中心位置から金属部分終点の座標まで右から左に向かって横方向に沿って「１」を入力した様子を示すである。 第１段階の金属抽出処理前のサイノグラムデータを示す図である。 第１段階の金属抽出処理後のサイノグラムデータを示す図である。 第１段階の金属抽出処理後のサイノグラムデータを示す図である。 第２段階の金属抽出処理後のサイノグラムデータを示す図である。 画像処理装置の他の構成例を示す図である。 モンテカルロシミュレーションの計算のジオメトリーを示す図である。 顎部、頭部、頸部を想定した円柱形の水ファントムの組み合せを示す図である。 モンテカルロシミュレーションの計算結果を示すグラフである。 モンテカルロシミュレーションの計算結果を示すグラフである。 モンテカルロシミュレーションの計算結果を示すグラフである。 モンテカルロシミュレーションの計算結果を示すグラフである。 Ｘ線撮影領域に含まれる金属体の位置を特定する処理の他の例を示すフローチャートである。

本発明の実施形態について図面を参照して以下に説明する。

まず始めに、本発明の各実施形態に係るＸ線撮影装置の本体部１（以下、「Ｘ線撮影装置の本体部１」と称す）の構成について図１を参照して説明する。図１はＸ線撮影装置の本体部１の外観を示す図であり、図１（ａ）は上面図、図１（ｂ）は正面図、図１（ｃ）は側面図である。

Ｘ線撮影装置の本体部１は、歯科用あるいは耳鼻科用等のＸ線撮影装置の本体部であって、床面に載置されるベース２と、ベース２から鉛直方向に立設された下部ポール３と、鉛直方向にスライド可能に下部ポール３に接続される上部ポール４と、上部ポール４の上端部に固定されている固定アーム５と、回転可能に固定アーム５に接続される旋回アーム６と、上部ポール４の中央部に固定されており被写体（例えば歯など）を含む人体の頭部を保持する頭部保持部７とを備えている。実施形態では、固定アーム５が上部ポール４に固定されているが、例えば、Ｘ線撮影装置の本体部１を設置する部屋の壁や天井に固定アーム５が直接あるいは部屋の壁や天井との距離を調整することができる調整機構を介して取り付けられる態様であってもよい。

旋回アーム６は、被写体に対してＸ線を照射するＸ線照射部８と、被写体を透過したＸ線を検出するＸ線検出部９とを対向して配置している。本実施形態では、Ｘ線検出部９として、照射されたＸ線に応じて電気信号を生成する変換素子が二次元状に配置されているフラットパネルディテクターを用いる。そして、フラットパネルディテクターの前面にはカーボンが設置されている。

Ｘ線撮影装置の本体部１の撮影モードは特に限定されないが、例えば、パノラマ撮影モードやＣＴ撮影モードを挙げることができる。パノラマ撮影モードでは、Ｘ線照射部８及びＸ線検出部９が歯列弓の形状に沿った所定の軌跡を描くように、旋回アーム６の旋回軸を旋回軸に垂直な方向（Ｘ方向、Ｙ方向）に移動させ、旋回アーム６を旋回軸回りに旋回させながら断層撮影を行う。ＣＴ撮影モードでは、頭部の対象撮影領域（画像再構成範囲）を中心にして旋回アーム６を回転させながら、対象撮影領域（画像再構成範囲）の断層撮影を行う。

ここで、ＣＴ撮影モードについて図２〜図７を参照してより詳細に説明する。

局所ＣＴ撮影モードは、歯顎領域内の上下歯牙領域全体よりも狭い特定の領域を撮影対象とするＣＴ撮影モードである。局所ＣＴ撮影モードの画像再構成範囲は例えば直径５１ｍｍ高さ５５ｍｍの円柱形状の空間領域である。図２は局所ＣＴ撮影モードの軌道を示している。局所ＣＴ撮影モードでは、図２に示すように、Ｘ線検出部９の中心がＸ線照射部８と旋回アーム６の旋回軸中心２０６とを結ぶラインの延長線上にくるように旋回アーム６を旋回させながら複数の撮影位置で撮影が行われる。また、局所ＣＴ撮影モードでは、通常、図２に示すように、旋回アーム６の旋回軸中心２０６は定位置になっている。なお、図２には撮影位置として４箇所が図示されているが、これはあくまで例示であり撮影位置は図示された箇所に限定されるものではない。

局所ＣＴ撮影モードは、後述する全歯ＣＴ撮影モードや全顎ＣＴ撮影モードに比べてＸ線検出部９上でのＸ線ビーム幅Ｗが狭いため、Ｘ線検出部９のサイズが小さくても実施可能である。

なお、局所ＣＴ撮影モードでは、撮影対象部位（関心領域）の中心を何処に設定するかに応じて旋回アーム６の旋回軸中心２０６の位置を変えるようにしており、通常、図２に示すように、撮影対象部位（関心領域）の中心と旋回アーム６の旋回軸中心２０６の位置とが一致するように位置調整がなされる。局所ＣＴ撮影モードにおける撮影対象部位（関心領域）の中心は任意に設定することができる。図２に示した位置設定の他にも、例えば、図３に示すように撮影対象部位（関心領域）の中心２０８を仮想歯列弓２０１上の前歯の位置に設定することもでき、図４に示すように撮影対象部位（関心領域）の中心２０８を仮想歯列弓２０１上の左顎の位置に設定することもでき、図５に示すように撮影対象部位（関心領域）の中心２０８を仮想歯列弓２０１上の右第２小臼歯の位置に設定することもでき、その他種々の位置設定が可能である。

全歯ＣＴ撮影モードは、上下歯牙領域全体を撮影対象とするＣＴ撮影モードである。全歯ＣＴ撮影モードの画像再構成範囲は例えば直径９７ｍｍ高さ１００ｍｍの円柱形状の空間領域である。図６は全歯ＣＴ撮影モードの軌道を示している。全歯ＣＴ撮影モードでは、図６に示すように、Ｘ線検出部９の中心がＸ線照射部８と旋回アーム６の旋回軸中心２０６とを結ぶラインの延長線上にくるように旋回アーム６を旋回させながら複数の撮影位置で撮影が行われる。また、全歯ＣＴ撮影モードでは、通常、図６に示すように、旋回アーム６の旋回軸中心２０６は定位置になっている。なお、図６には撮影位置として４箇所が図示されているが、これはあくまで例示であり撮影位置は図示された箇所に限定されるものではない。

全歯ＣＴ撮影モードは、上述した局所ＣＴ撮影モードに比べて撮影対象が広範囲になりＸ線検出部９上でのＸ線ビーム幅Ｗが広くなるため、その広いＸ線ビーム幅Ｗに見合ったＸ線検出部９のサイズを必要とする。

全顎ＣＴ撮影モードは、歯顎領域の全ての範囲を撮影対象とするＣＴ撮影モードである。全顎ＣＴ撮影モードの画像再構成範囲は例えば直径１６１ｍｍ高さ１００ｍｍの円柱形状の空間領域である。図７は全顎ＣＴ撮影モードの軌道を示している。全顎ＣＴ撮影モードでは、図７に示すように、Ｘ線検出部９の中心がＸ線照射部８と旋回アーム６の旋回軸中心２０６とを結ぶラインの延長線上からずれるように旋回アーム６を旋回させながら複数の撮影位置で撮影が行われる。また、全顎ＣＴ撮影モードでは、通常、図７に示すように、旋回アーム６の旋回軸中心２０６は定位置になっている。なお、図７には撮影位置として４箇所が図示されているが、これはあくまで例示であり撮影位置は図示された箇所に限定されるものではない。

全顎ＣＴ撮影モードは、Ｘ線検出部９の中心をＸ線照射部８と旋回アーム６の旋回軸中心２０６とを結ぶラインの延長線上からずらして撮影を行っているので、上述した全歯ＣＴ撮影モードよりも画像再構成範囲２０７を拡大することができる。したがって、Ｘ線検出部９のサイズアップを抑えながら歯顎領域の全ての範囲を撮影対象とすることができる

なお、全顎ＣＴ撮影モードにおいて、Ｘ線検出部９をサイズアップして、Ｘ線検出部９上でのＸ線ビーム幅Ｗを図７に示す場合よりも拡大し、画像再構成範囲を例えば直径２３０ｍｍ高さ１６４ｍｍの円柱形状の空間領域にすることで、歯顎領域の全ての範囲のみならず、頭頸部領域の全ての範囲を撮影対象とすることも可能である。

上述したＣＴ撮影モードでは、撮影時に患者歯列弓２０３が想定した位置（図２、図６、図７に図示した位置）に存在することで、撮影者が意図していた通りの撮影を行うことができる。患者歯列弓２０３の想定した位置への位置合わせを容易に実現する方法としては、例えば、光ビームを利用する方法を挙げることができる。当該光ビームとしては、例えば、頭の正中線の位置を示す正中線光ビーム、眼窩下縁と外耳道を結ぶ線の位置を示す水平線光ビーム、犬歯の位置（断層撮影の基準位置）を示す断層基準線光ビームなどがあり、これらの光ビームの出力部をＸ線撮影装置に設け、これらの光ビームを参考にして患者の頭の位置を微調整するとよい。

［第１実施形態］
本発明の第１実施形態に係るＸ線撮影装置は、Ｘ線撮影装置の本体部１の他に、図８に示す画像処理装置１０も備えている。

画像処理装置１０は、ＲＯＭ１０２やＨＤＤ１０７に格納されているプログラムに従って画像処理装置１０全体を制御するＣＰＵ１０１と、固定的なプログラムやデータを記録するＲＯＭ１０２と、作業メモリを提供するＲＡＭ１０３と、Ｘ線撮影装置の本体部１内に格納されＸ線撮影装置の本体部１の各部を制御する制御部（不図示）との間で通信を行うための通信インターフェース部１０４と、画像データを一時的に記憶するＶＲＡＭ１０５と、ＶＲＡＭ１０５に記憶された画像データに基づいて画像を表示する表示部１０６と、前記制御部及びＣＰＵ１０１が協働してＸ線撮影動作を制御するための撮影制御プログラム、再構成画像を生成するための画像再構成処理プログラム、金属体の位置を特定するための金属体位置特定処理プログラム等の各種プログラム、各種プログラムを実行する際に用いられる各種パラメータの設定値、並びに、再構成画像データ等の各種データを記憶するＨＤＤ１０７と、キーボード、ポインティングデバイス等の入力部１０８とを備えている。

画像処理装置１０は、画像処理装置１０と前記制御部との通信方法は、有線通信でもよく、無線通信でもよく、有線と無線を組み合わせた通信であってもよい。画像処理装置１０としては、例えば、パーソナルコンピュータを挙げることができる。なお、画像処理装置１０は、画像処理以外に、Ｘ線撮影装置の本体部１の遠隔操作、画像表示も行う。ＨＤＤ１０７に記憶されている各プログラムは、画像処理装置１０にプリインストールされていてもよく、光ディスク等の記憶媒体に格納された形態で流通されて画像処理装置１０にインストールされてもよく、ネットワークを介して流通されて画像処理装置１０にインストールされてもよい。

画像処理装置１０はＸ線撮影領域に含まれる金属体の位置を特定するために、金属体の位置特定処理プログラムを実行する。

図１０は、図９に示す投影画像データの図９中に図示されている横軸方向に沿った４つの隣接する線（調査線ＳＬ１〜ＳＬ４）におけるプロファイルを示すグラフである。ここで、調査線とは、その線に沿ったピクセルの輝度値および隣接する他の調査線に沿ったピクセルの輝度値の変化の度合を調べ、その調べた情報を取り出すのに使用する画像（本実施形態では投影画像を金属体の位置特定処理の対象画像としているが、金属体の位置特定処理の対象画像は測定画像であっても構わない）上のピクセルに沿った線のことをいう。

顎骨部分と非顎骨部分との境界部分（図９及び図１０の黒塗り矢印で示す部分）、及び、チタン或いはチタン合金からなるインプラント部分と非インプラント部分との境界部分（図９及び図１０の白塗り矢印で示す部分）は、他の部分と異なり、４つのプロファイル間でのばらつきが大きくなっている。そして、そのばらつき特性は、顎骨部分と非顎骨部分との境界部分と、チタン或いはチタン合金からなるインプラント部分と非インプラント部分との境界部分とで異なっている。具体的には、顎骨部分と非顎骨部分との境界部分は、隣接する２つのプロファイル間で輝度値の変化度合（プロファイルの傾き）がほぼ一定であるのに対して、チタン或いはチタン合金からなるインプラント部分と非インプラント部分との境界部分は、一組の隣接する２つのプロファイル間の輝度値の差が他の組の隣接する２つのプロファイル間の輝度値の差に比べて著しく大きい。したがって、本実施形態では、上記のばらつき特性を利用して、チタン或いはチタン合金からなるインプラント部分の抽出処理を実行する。

チタン或いはチタン合金からなるインプラント部分の抽出処理において、画像処理装置１０は、まず、４×４ピクセル（縦軸方向、横軸方向それぞれ４ピクセル分の矩形領域）を１単位とし、各単位において１単位内の所定位置（例えばｘ座標値が最大、ｙ座標値が最大である右下隅）の１ピクセルの輝度値をその１単位の代表輝度値として使用する。画像処理装置１０は、或る単位の代表輝度値と或る単位より一つ下の単位の代表輝度値との差を或る単位の代表輝度値で正規化したものを求め、その求めた値の横軸方向に隣接する４つの単位における合計sumkが予め定めた規定値より大きければ、顎骨部分と非顎骨部分との境界部分、或いは、チタン或いはチタン合金からなるインプラント部分と非インプラント部分との境界部分であると判定する。sumkは下記の（１）式で表すことができる。下記の（１）式や後述する（２）式及び（３）式中のbv(横軸方向座標, 縦軸方向座標)は対数変換処理後のピクセルの輝度値を示す関数である。当該判定はｋ毎（横軸方向に１６ピクセル毎）に行われ、かつ、調査線ＳＬ１〜ＳＬ４それぞれに関して行われる。なお、本実施形態では、４×４ピクセルが１単位になっているが、この数値に限定されることはない。また、本実施形態では、図９に示す投影画像データの上から下に向かう方向を縦軸方向の正方向とし、図９に示す投影画像データの左から右に向かう方向を横軸方向の正方向としている。

ここで、或る単位の代表輝度値と或る単位より一つ下の単位の代表輝度値との差から基準として定めた或る一対の輝度差smbvを引いて得られる輝度差を或る単位の代表輝度値で正規化したものを単位毎に求めた場合を考える。この場合、その求めた値の横軸方向に隣接する４つの単位における合計sumk1が小さければ、隣接する２つのプロファイル間で輝度値の変化度合（プロファイルの傾き）がほぼ一定であるので、顎骨部分と非顎骨部分との境界部分であると判断することができる。sumk1は下記の（２）式で表すことができる。

しかしながら、上記の（１）式を用いて、顎骨部分と非顎骨部分との境界部分、或いは、チタン或いはチタン合金からなるインプラント部分と非インプラント部分との境界部分であると判定した部分から、上記の（２）式を用いて顎骨部分と非顎骨部分との境界部分であると判定した部分を取り除いただけでは、図１０に示す顎骨部分の網掛け矢印部分をインプラント部分として抽出してしまう。

そこで、本実施形態では、顎骨部分と非顎骨部分との境界部分は縦軸方向の座標が同一であるピクセルが各プロファイルでほぼ同一の輝度値であるのに対して、チタン或いはチタン合金からなるインプラント部分と非インプラント部分との境界部分は縦軸方向の座標が同一であるピクセルに関して他のプロファイルと輝度値が異なるプロファイルが存在することを利用する。

すなわち、上記の（２）式では或る単位の代表輝度値と或る単位より一つ下の単位の代表輝度値同士を比較していたが、輝度差が最小になる代表輝度値同士を比較するようにする。つまり、横軸座標は、この輝度差が最小となる代表輝度値に対応するピクセルとの差分だけずらすことになり、その差分をｄｄピクセルとすると、上記の（２）式は下記の（３）式に置き換わる。

なお、画像処理装置１０は、図１１に示すフローチャートに従って全ピクセルを対象としてｄｄを算出する。

上記の（３）式を用いた判定を行えば、上記の（２）式を用いた判定は不要となる。したがって、画像処理装置１０は、上記の（１）式、上記の（３）式それぞれに適した閾値を設け、まず上記の（１）式が閾値を超える輝度値を有するピクセルを抽出し、次にその抽出したピクセルを対象として上記の（３）式が閾値を超える輝度値を有するピクセルを抽出することで、チタン或いはチタン合金が現れ始めたピクセルを抽出することができる。上記の（１）式を用いずに、上記の（３）式のみを用いてチタン或いはチタン合金が現れ始めたピクセルを抽出することも可能であるが、ノイズ等の要因による誤抽出を抑制する観点から上記の（１）式および上記の（３）式の双方を用いてチタン或いはチタン合金が現れ始めたピクセルを抽出することが望ましい。

上述したチタン或いはチタン合金が現れ始めたピクセルを抽出する処理を縦軸方向のプラス方向とマイナス方向の両方について実施することによって、チタン或いはチタン合金の始点部分とチタン或いはチタン合金の終点部分とが判明する。そこで、画像処理装置１０は、縦軸方向の座標毎に、チタン或いはチタン合金の始点部分から順に横軸方向に沿ってチタン或いはチタン合金の終点部分までをチタン或いはチタン合金の領域であると判定する。

そして、画像処理装置１０は、図９に示す投影画像データに対して、上記の金属体の位置特定処理において金属であると判定されたピクセルに「０」値を付与し、金属であると判定されなかったピクセルに「１」値を付与する。

上記の金属体の位置特定処理は、チタン或いはチタン合金からなるインプラント部分の位置を特定することができる。また、金属体がＦＯＶからはみだした場合であっても金属体の位置を特定することができる。また、特許文献１で行われている擬似投影データの再構成処理が不要であるため、計算時間を短くすることができる。

測定画像に対して、金属体の位置に対応するピクセルに例えば歯に対応する輝度値を付与すれば、輝度値が上がり、金属アーチファクトを低減することができる。投影画像に対して、金属体の位置に対応するピクセルに例えば歯に対応する輝度値を付与すれば、輝度値が下がり、金属アーチファクトを低減することができる。また、投影画像に対して、金属体の位置に対応するピクセルに高い輝度値を付与すれば、再構成して得られるＣＴ画像上で閾値を設定することにより金属を抽出することもできる。

［第２実施形態］
本発明の第２実施形態に係るＸ線撮影装置は、本発明の第１実施形態に係るＸ線撮影装置と同様に、Ｘ線撮影装置の本体部１の他に、図８に示す画像処理装置１０も備えている。

画像処理装置１０はＸ線撮影領域に含まれる金属体の位置を特定するために、図１２に示すフローチャートに従って、金属体の位置特定処理プログラムを実行する。

ステップＳ１０において、第１実施形態で実行した調査線を用いた二値化処理を実行する。

ステップＳ１０の二値化処理によってチタン或いはチタン合金からなるインプラント部分をある程度抽出できているが、完全ではなく、チタン或いはチタン合金からなるインプラント部分であっても対数変換した後の輝度値が低ければ抽出されない場合がある。また、非金属の部分であっても、歯の重なり部分や骨の厚い部分では輝度値が金属部分と同程度になる場合があるので、これらの部分を金属部分として抽出しないようにしなければならない。

金属部分と非金属部分との境界では輝度値が急激に変化するが、輝度値が金属部分と同程度である非金属部分と、輝度値が金属部分と同程度でない非金属部分との境界でも輝度値が急激に変化する。

しかしながら、金属部分に関しては、撮影角度に関わらず周りの非金属部分よりも対数変換した後の輝度値が常に相対的に高いのに対し、輝度値が金属部分と同程度である非金属部分に関しては、周辺部分よりも対数変換した後の輝度値が常に相対的に高くなるわけではない。したがって、金属部分はサイノグラム上で正弦波状曲線を示すのに対して、輝度値が金属部分と同程度である非金属部分はサイノグラム上で正弦波状曲線を示さない。なお、本実施形態において、サイノグラムとは、同時計数で測定された投影データを投影方向の角度の順序にしたがって配列した二次元情報であって、ＣＴ撮影におけるアームの回転軸に垂直な投影データ上の軸方向を横軸に、投影角度を縦軸に配列したものをいう。

画像処理装置１０は、上述した金属部分のサイノグラム上での特徴を利用して金属体の位置を特定している。すなわち、画像処理装置１０は、ステップＳ２０以降の処理を実行し、サイノグラム上の正弦波状曲線を利用して金属体の位置を特定している。

ステップＳ２０において、画像処理装置１０は、図９に示す投影画像データ及び二値化データそれぞれに対してサイノグラム変換処理を行う。

二値化データのサイノグラムを図１３Ａ〜図１３Ｃに示す。図１３Ａは後述する横軸中心位置Ａ０および縦軸Ａ１〜Ａ４を二値化データのサイノグラムに図示したものであり、図１３Ｂは後述する横軸中心位置Ａ０および縦軸Ａ１〜Ａ４と後述する縦軸上の座標(j)とを図示したものであり、図１３Ｃは後述する横軸中心位置Ａ０および縦軸Ａ１〜Ａ４と後述する縦軸上の座標Ｐ１〜Ｐ４とを図示したものである。

ステップＳ２０に続くステップＳ３０において、画像処理装置１０は、二値化データのサイノグラムの横軸中心位置Ａ０において、金属始点部分となる「０」値を有するピクセルの縦軸上の座標(j)と、金属終点部分となる「０」値を有するピクセルの縦軸上の座標(j)とを求め、金属始点部分となる「０」値を有するピクセルが正弦波状曲線の一部を構成しているかを判定し、金属終点部分となる「０」値を有するピクセルが正弦波状曲線の一部を構成しているかを判定する。当該判定は、横軸中心位置Ａ０に隣接して設けた縦軸Ａ１〜Ａ４それぞれにおいて「０」値を有するピクセルの縦軸状の座標Ｐ１〜Ｐ４を求め、座標(j)及び座標Ｐ１〜Ｐ４が正弦波状曲線の一部を構成しているかを調べている。なお、図１３Ｂおよび図１３Ｃにおいては、最初の金属始点部分および金属終点部分の各座標(j)及び各座標Ｐ１〜Ｐ４と二番目の金属始点部分および金属終点部分の各座標(j)と三番目の金属始点部分および金属終点部分の各座標(j)のみを図示しているが、実際には横軸中心位置Ａ０を上から下方向にスキャンすることによって四番目以降の金属始点部分および金属終点部分の各座標(j)も求めることができ、縦軸Ａ１〜Ａ４を上から下方向にスキャンすることによって二番目以降の金属始点部分および金属終点部分の各座標(j)に対応する座標Ｐ１〜Ｐ４も求めることができる。正弦波状曲線の一部を構成していると判定した場合には、正弦波状曲線の横軸中心位置Ａ０における縦軸の座標(j)と、座標(j)から座標Ｐ１〜Ｐ４それぞれに移動するのに必要となる横軸方向の変化量に対する縦軸方向の変化量とをパラメータとして記憶することで正弦波状曲線を抽出する。なお、二値化データだけでは、正弦波状曲線の一部を構成しているか否かの判定がつき難い場合には、図９に示す投影画像データについても同様の判定（ただし、縦軸Ａ０〜Ａ４を上から下方向にスキャンした際に、ピクセルの値が急激（例えば或る閾値以上）に高くなった場合は急激に高くなったピクセルを金属始点部分とし、ピクセルの値が急激に低くなった場合は急激に低くなる直前のピクセルを金属終点部分としている）を行い、二値化データについての判定結果と図９に示す投影画像データについての判定結果を総合的に評価して、最終的な判定を行う。

しかしながら、ステップＳ３０の処理によって正弦波状曲線を完全に抽出できるわけではなく、正弦波状曲線の抽出に抜けが生じる場合がある。したがって、この抜けが、計算上のエラーに起因するものであるか、Ｘ線照射部８、Ｘ線検出部９、及び被写体との位置関係により原理的に金属部分が写らない撮影角度に起因するものであるかを判断し、前者であれば正弦波状曲線を追加する必要がある。画像処理装置１０は、この追加をステップＳ３０に続くステップＳ４０において実施する。

ステップＳ４０の処理（正弦波状曲線の修正処理）の詳細について図１４に示すフローチャートを参照して説明する。nはサイノグラムデータの番号を示し、iは正弦波状曲線の番号を示す。ns(n)は金属部分始点の正弦波状曲線の数を示し、nf(n)は金属部分終点の正弦波状曲線の数を示す。js(n,i)は金属部分始点の座標を示し、jf(n,i)は金属部分終点の座標を示す。ads(n,i)は金属部分始点の移動量を示し、adf(n,i)は金属部分終点の移動量を示す。ii1は前のサイノグラムデータの正弦波状曲線の番号を示し、i1は現在のサイノグラムデータの正弦波状曲線の番号を示す。i11は正弦波状曲線を復活させる場合に対応する正弦波状曲線の番号を示し、nsnは復活させる正弦波状曲線の数を示す。

まず始めに、画像処理装置１０は、ステップＳ３０で抽出した正弦波状曲線のデータ（パラメータ）を読み込む（ステップＳ４０１）。

次に、画像処理装置１０は、nsnの値を０にセットし（ステップＳ４０２）、i11の値を０にセットする（ステップＳ４０３）。そして、画像処理装置１０は、js(n,i1-1)≦js(n-1,ii1) ≦js(n,i1)が成立するか否かを判定する（ステップＳ４０４）。js(n,i1-1)≦js(n-1,ii1) ≦js(n,i1)が成立しなければ、後述するステップＳ４０９に移行する。

一方、js(n,i1-1)≦js(n-1,ii1) ≦js(n,i1)が成立すれば、画像処理装置１０は、i11の値をi1とし（ステップＳ４０５）、js(n-1,ii1)がjs(n,i1-1)、js(n,i1)それぞれと所定のピクセル数以上離れている否かを判定する（ステップＳ４０６）。

js(n-1,ii1)がjs(n,i1-1)、js(n,i1)それぞれと所定のピクセル数以上離れていなければ（ステップＳ４０６のＮＯ）、後述するステップＳ４０９に移行する。一方、js(n-1,ii1)がjs(n,i1-1)、js(n,i1)それぞれと所定のピクセル数以上離れていれば（ステップＳ４０７のＹＥＳ）、正弦波状曲線の抜けがあるとみなすことができるので、画像処理装置１０は、js(n-1,ii1)近傍で輝度値の変化量および輝度値が所定の条件を満たす縦軸上の座標をj0とおき、nsnに１を加えた値を新たにnsnの値としてセットし、復活させる正弦波状曲線のj座標js0(n,i1-1+nsn)の値をj0とし、復活させる正弦波状曲線の移動量ads0(n,i1-1+nsn)の値をads(n-1,ii1)とする（ステップＳ４０７）。ステップＳ４０７に続くステップＳ４０８において、画像処理装置１０は、復活させる正弦波状曲線以降の現データにおける正弦波状曲線の番号をずらし、その後ステップＳ４０９に移行する。

ステップＳ４０９において、画像処理装置１０は、i1がns(n)以下であるかを判定し、i1がns(n)以下であれば、i1をインクリメントし（ステップＳ４１０）、ステップＳ４０３に戻る。

i1がns(n)以下でなければ、画像処理装置１０は、ii1がns(n-1)以下であるかを判定し、ii1がns(n-1)以下であれば、ii1をインクリメントし（ステップＳ４１２）、ステップＳ４０３に戻る。

ii1がns(n-1)以下でなければ、画像処理装置１０は、ns(n)を新たなns(n)＋nsnとし、復活させ且つ番号をずらした正弦波状曲線のパラメータを順番に格納する（ステップＳ４１３）。

上述したステップＳ４０３〜ステップＳ４１３の処理が金属始点部分の処理になる。ステップＳ４１３に続くステップＳ４１４において、画像処理装置１０は、金属終点部分についても上述したステップＳ４０３〜ステップＳ４１３と同様の処理を実行する。

ステップＳ４１４に続くステップＳ４１５において、画像処理装置１０は、正弦波状曲線のパラメータをj座標(js(n,i),jf(n,j))の昇順に並べ替える。

ステップＳ４１５に続くステップＳ４１６において、画像処理装置１０は、nが所定数以下であるかを判定する。nが所定数以下であれば、nをインクリメントし（ステップＳ４１７）、ステップＳ４０２に戻る。nが所定数以下でなければ、ステップＳ４０の処理（正弦波状曲線の修正処理）を終了する。なお、ステップＳ４１６において判定の基準値として用いている所定数はサイノグラムのデータ数（撮影データの縦軸方向のピクセル数）である。

ステップＳ４０の処理が終了すると、画像処理装置１０は、第１段階の金属抽出処理を行う（図１２のステップＳ５０）。

サイノグラム上に図１５に示すような正弦波状曲線の右肩下がり部分（紙面の左から右に向かうにつれて紙面の上から下に向かう部分）が存在するとき、金属部分の始点を示す正弦波状曲線ＳＣ１と金属部分の終点を示す正弦波状曲線ＳＣ２との間が金属部分となる。本実施形態では、金属部分の座標に「０」を、非金属部分の座標に「１」を入力するのであれば、正弦波状曲線ＳＣ１と正弦波状曲線ＳＣ２との間が「０」値になり、それ以外が「１」値になればよい。なお、正弦波状曲線ＳＣ１と正弦波状曲線ＳＣ２との間の領域が、請求項に記載されている「正弦波状曲線領域」に該当する。

金属部分始点の横軸中心位置における縦軸の座標と移動量から正弦波状曲線ＳＣ１の横軸中心位置近傍が特定でき、その特定した正弦波状曲線ＳＣ１の横軸中心位置近傍を基準に紙面の上から下に向かう縦方向に所定量移動した位置で紙面の左から右に向かう横方向に沿って輝度値が急激に変化している境界を見つけ、その見つけた境界を基準に紙面の上から下に向かう縦方向に所定量移動した位置で紙面の左から右に向かう横方向に沿って輝度値が急激に変化している境界を見つけ、それ以後同様の処理を繰り返す。このようにして見つけた境界の軌跡により正弦波状曲線ＳＣ１を特定する。横軸中心位置Ａ０から正弦波状曲線ＳＣ１の各座標まで紙面の左から右に向かう横方向に沿って「０」を入力すると、図１６Ａに示すようになる。なお、図１６Ａにおいては「０」を入力した領域を網掛け領域で表現している。

次に、金属部分終点の横軸中心位置における縦軸の座標と移動量から正弦波状曲線ＳＣ２の横軸中心位置近傍が特定でき、その特定した正弦波状曲線ＳＣ２の横軸中心位置近傍を基準に紙面の上から下に向かう縦方向に所定量移動した位置で紙面の左から右に向かう横方向に沿って輝度値が急激に変化している境界を見つけ、その見つけた境界を基準に紙面の上から下に向かう縦方向に所定量移動した位置で紙面の左から右に向かう横方向に沿って輝度値が急激に変化している境界を見つけ、それ以後同様の処理を繰り返す。このようにして見つけた境界の軌跡により正弦波状曲線ＳＣ２を特定する。横軸中心位置Ａ０から正弦波状曲線ＳＣ２の各座標まで横方向に沿って「１」を入力すると、図１６Ｂに示すようになる。なお、図１６Ｂにおいては「０」を入力した領域を網掛け領域で表現し「１」を入力した領域を斜線領域で表現している。

また、金属部分終点の横軸中心位置における縦軸の座標と移動量から正弦波状曲線ＳＣ２の横軸中心位置近傍が特定でき、その特定した正弦波状曲線ＳＣ２の横軸中心位置近傍を基準に紙面の下から上に向かう縦方向に所定量移動した位置で紙面の右から左に向かう横方向に沿って輝度値が急激に変化している境界を見つけ、その見つけた境界を基準に紙面の下から上に向かう縦方向に所定量移動した位置で紙面の右から左に向かう横方向に沿って輝度値が急激に変化している境界を見つけ、それ以後同様の処理を繰り返す。このようにして見つけた境界の軌跡により正弦波状曲線ＳＣ２を特定する。横軸中心位置Ａ０から正弦波状曲線ＳＣ２の各座標まで紙面の右から左に向かう横方向に沿って「０」を入力すると、図１６Ｃに示すようになる。なお、図１６Ｃにおいては「０」を入力した領域を網掛け領域で表現し「１」を入力した領域を斜線領域で表現している。

次に、金属部分始点の横軸中心位置における縦軸の座標と移動量から正弦波状曲線ＳＣ１の横軸中心位置近傍が特定でき、その特定した正弦波状曲線ＳＣ１の横軸中心位置近傍を基準に紙面の下から上に向かう縦方向に所定量移動した位置で紙面の右から左に向かう横方向に沿って輝度値が急激に変化している境界を見つけ、その見つけた境界を基準に紙面の下から上に向かう縦方向に所定量移動した位置で紙面の右から左に向かう横方向に沿って輝度値が急激に変化している境界を見つけ、それ以後同様の処理を繰り返す。このようにして見つけた境界の軌跡により正弦波状曲線ＳＣ１を特定する。横軸中心位置Ａ０から正弦波状曲線ＳＣ１の各座標まで紙面の右から左に向かう横方向に沿って「１」を入力すると、図１６Ｄに示すようになる。なお、図１６Ｄにおいては「０」を入力した領域を網掛け領域で表現し「１」を入力した領域を斜線領域で表現している。上述した図１５から図１６Ｄに至る処理では、まず紙面の上から下に向かう縦方向の所定量移動を繰り返しながら輝度値が急激に変化している境界を見つけて横軸中心位置より右側の領域を処理し、その後紙面の下から上に向かう縦方向の所定量移動を繰り返しながら輝度値が急激に変化している境界を見つけて横軸中心位置より左側の領域を処理したが、これとは逆にまず紙面の下から上に向かう縦方向の所定量移動を繰り返しながら輝度値が急激に変化している境界を見つけて横軸中心位置より左側の領域を処理し、その後紙面の上から下に向かう縦方向の所定量移動を繰り返しながら輝度値が急激に変化している境界を見つけて横軸中心位置より右側の領域を処理してもよい。

そして、サイノグラム上に図１７Ａに示すような正弦波状曲線の右肩上がり部分（紙面の左から右に向かうにつれて紙面の下から上に向かう部分）が存在するときも、金属部分の始点を示す正弦波状曲線ＳＣ１と金属部分の終点を示す正弦波状曲線ＳＣ２との間が金属部分となる。

金属部分始点の横軸中心位置における縦軸の座標と移動量から正弦波状曲線ＳＣ１の横軸中心位置近傍が特定でき、その特定した正弦波状曲線ＳＣ１の横軸中心位置近傍を基準に紙面の上から下に向かう縦方向に所定量移動した位置で紙面の右から左に向かう横方向に沿って輝度値が急激に変化している境界を見つけ、その見つけた境界を基準に紙面の上から下に向かう縦方向に所定量移動した位置で紙面の右から左に向かう横方向に沿って輝度値が急激に変化している境界を見つけ、それ以後同様の処理を繰り返す。このようにして見つけた境界の軌跡により正弦波状曲線ＳＣ１を特定する。横軸中心位置Ａ０から正弦波状曲線ＳＣ１の各座標まで紙面の右から左に向かう横方向に沿って「０」を入力すると、図１７Ｂに示すようになる。なお、図１７Ｂにおいては「０」を入力した領域を網掛け領域で表現している。

次に、金属部分終点の横軸中心位置における縦軸の座標と移動量から正弦波状曲線ＳＣ２の横軸中心位置近傍が特定でき、その特定した正弦波状曲線ＳＣ２の横軸中心位置近傍を基準に紙面の上から下に向かう縦方向に所定量移動した位置で紙面の右から左に向かう横方向に沿って輝度値が急激に変化している境界を見つけ、その見つけた境界を基準に紙面の上から下に向かう縦方向に所定量移動した位置で紙面の右から左に向かう横方向に沿って輝度値が急激に変化している境界を見つけ、それ以後同様の処理を繰り返す。このようにして見つけた境界の軌跡により正弦波状曲線ＳＣ２を特定する。横軸中心位置Ａ０から正弦波状曲線ＳＣ２の各座標まで横方向に沿って「１」を入力すると、図１７Ｃに示すようになる。なお、図１７Ｃにおいては「０」を入力した領域を網掛け領域で表現し「１」を入力した領域を斜線領域で表現している。

また、金属部分終点の横軸中心位置における縦軸の座標と移動量から正弦波状曲線ＳＣ２の横軸中心位置近傍が特定でき、その特定した正弦波状曲線ＳＣ２の横軸中心位置近傍を基準に紙面の下から上に向かう縦方向に所定量移動した位置で紙面の左から右に向かう横方向に沿って輝度値が急激に変化している境界を見つけ、その見つけた境界を基準に紙面の下から上に向かう縦方向に所定量移動した位置で紙面の左から右に向かう横方向に沿って輝度値が急激に変化している境界を見つけ、それ以後同様の処理を繰り返す。このようにして見つけた境界の軌跡により正弦波状曲線ＳＣ２を特定する。横軸中心位置Ａ０から正弦波状曲線ＳＣ２の各座標まで紙面の左から右に向かう横方向に沿って「０」を入力すると、図１７Ｄに示すようになる。なお、図１７Ｄにおいては「０」を入力した領域を網掛け領域で表現し「１」を入力した領域を斜線領域で表現している。

次に、金属部分始点の横軸中心位置における縦軸の座標と移動量から正弦波状曲線ＳＣ１の横軸中心位置近傍が特定でき、その特定した正弦波状曲線ＳＣ１の横軸中心位置近傍を基準に紙面の下から上に向かう縦方向に所定量移動した位置で紙面の左から右に向かう横方向に沿って輝度値が急激に変化している境界を見つけ、その見つけた境界を基準に紙面の下から上に向かう縦方向に所定量移動した位置で紙面の左から右に向かう横方向に沿って輝度値が急激に変化している境界を見つけ、それ以後同様の処理を繰り返す。このようにして見つけた境界の軌跡により正弦波状曲線ＳＣ１を特定する。横軸中心位置Ａ０から正弦波状曲線ＳＣ１の各座標まで紙面の左から右に向かう横方向に沿って「１」を入力すると、図１７Ｅに示すようになる。なお、図１７Ｅにおいては「０」を入力した領域を網掛け領域で表現し「１」を入力した領域を斜線領域で表現している。上述した２０Ａから図２０Ｅに至る処理では、まず紙面の上から下に向かう縦方向の所定量移動を繰り返しながら輝度値が急激に変化している境界を見つけて横軸中心位置より左側の領域を処理し、その後紙面の下から上に向かう縦方向の所定量移動を繰り返しながら輝度値が急激に変化している境界を見つけて横軸中心位置より右側の領域を処理したが、これとは逆にまず紙面の下から上に向かう縦方向の所定量移動を繰り返しながら輝度値が急激に変化している境界を見つけて横軸中心位置より右側の領域を処理し、その後紙面の上から下に向かう縦方向の所定量移動を繰り返しながら輝度値が急激に変化している境界を見つけて横軸中心位置より左側の領域を処理してもよい。

以上の処理により、横軸中心位置Ａ０の左右両側で抽出できていなかった金属部分が抽出できる。すなわち、ステップＳ４０の処理が終了した時点で得られている図１８に示す二値化データを画像処理装置１０が取り出して、その取り出した二値化データに対して上述したステップＳ５０の処理を実行することで、図１９Ａに示す二値化データを得ることができる。図１９Ａに示す二値化データでは、歯の重なり部分がなくなり、抽出できていなかった金属部分が抽出されている。

しかしながら、図１９Ａに示す二値化データでは、金属部分の抽出がうまくいっていない部分や、不連続な直線部分があり、明らかに不自然である。その原因としては、i）金属が交差する部分箇所で境界条件が曖昧になったことや、ii）金属部分の端で輝度値の条件を満たさなくなり、金属部分の終点が消滅してしまったため、図１６Ａから図１６Ｂになるための処理がなされなかったこと等が挙げられる。

このような不自然なところを修正するため、画像処理装置１０は、第２段階の金属抽出処理を行う（ステップＳ６０）。ステップＳ６０において、画像処理装置１０は、図１９Ａに示す二値化データを縦軸方向にスキャンした場合に横軸方向に直線状に突如「０」値から「１」値へあるいは「１」値から「０」値へ変化する箇所を見つけたら以下の処理を行う。

図１９Ａに示す二値化データと同一の二値化データである図１９Ｂにおいて、上記直線状の間の黒い部分Ｒ１は本来非金属領域であるから、輝度値は相対的に低い。したがって、図９に示す投影画像データを処理対象として、この黒い領域Ｒ１の横軸方向の始点と終点の境界の輝度値をある条件に従って結んだ特性線よりも小さい輝度値をもつピクセルを非金属として除外し、当該処理の結果を図１９Ａに示す二値化データに反映させる。

図１９Ａに示す二値化データと同一の二値化データである図１９Ｂにおいて、上記直線状の間の白い部分Ｒ２は本来金属であるから、輝度値は相対的に高く、図９に示す投影画像データのサイノグラムにおいて、横軸方向には急激に輝度値が変化して非金属領域と同程度の輝度値になるピクセルがある。したがって、図９に示す投影画像データのサイノグラムにおいて、縦軸方向で金属部分が切れてしまったピクセルの輝度値と、縦軸方向で金属部分が切れる直前のピクセルの輝度値とを比較して、輝度値の変化量が予め定めた規定値よりも小さければ、縦軸方向で金属部分が切れてしまったピクセルを金属領域とする。この処理を縦軸方向に順次行っていくことによって金属領域を抽出することができる。当該処理の結果を図１９Ａに示す二値化データのサイノグラムに反映させる。

ステップＳ６０に続くステップＳ７０において、画像処理装置１０は、ステップＳ６０までの処理で補正された二値化データのサイノグラム（図２０に示す二値化データのサイノグラム）を投影データ（本実施形態とは異なり、金属体の位置特定処理の対象画像を測定画像とした場合には測定画像データ）に変換する。なお、ステップＳ６０までの処理で補正された二値化データのサイノグラム（図２０に示す二値化データのサイノグラム）が、請求項に記載されている「抽出処理済みサイノグラム」に該当する。この投影データは、金属体の位置を特定した投影データであり、金属部分のピクセルが「０」値になっており、非金属部分のピクセルが「１」値になっている。ステップＳ７０の処理が終了すると、金属体位置特定処理が終了する。

金属体位置特定処理によって得られた投影データは、ステップＳ１０の二値化処理だけの場合に比べて、金属体の位置を高精度に特定することができる。また、金属体がＦＯＶからはみだした場合であっても金属体の位置を特定することができる。また、特許文献１で行われている擬似投影データの再構成処理が不要であるため、計算時間を短くすることができる。

測定画像に対して、金属体の位置に対応するピクセルに例えば歯に対応する輝度値を付与すれば、輝度値が上がり、金属アーチファクトを低減することができる。投影画像に対して、金属体の位置に対応するピクセルに例えば歯に対応する輝度値を付与すれば、輝度値が下がり、金属アーチファクトを低減することができる。また、投影画像に対して、金属体の位置に対応するピクセルに高い輝度値を付与すれば、再構成して得られるＣＴ画像上で閾値を設定することにより金属を抽出することもできる。

［第３実施形態］
本発明の第３実施形態に係るＸ線撮影装置は、Ｘ線撮影装置の本体部１の他に、図２１に示す画像処理装置１０も備えている。図２１に示す画像処理装置１０は、図８に示す画像処理装置１０と同一のハードウェア構成であるが、散乱線補正処理を行うための散乱線補正処理プログラムをＨＤＤ１０７が記憶している点で図８に示す画像処理装置１０と異なっている。

散乱線補正処理プログラムを実行すると、画像処理装置１０は散乱線補正装置として機能する。散乱線補正処理は画像再構成処理中に割り込んで実施される。

＜＜散乱線補正処理の前提となる理論＞＞
散乱線補正処理の内容を説明する前に、散乱線補正処理の前提となる理論について説明する。当該理論は、測定画像のピクセルの輝度値を元に散乱線による輝度値を算出する理論であって、本発明者が独自に構築したものである。本発明者は、モンテカルロシミュレーションの結果を用いて当該理論を構築した。

ここで、モンテカルロシミュレーションの計算のジオメトリーを図２２に示す。図２２（ａ）は上面図であり、図２２（ｂ）は側面図である。被写体１１は、Ｘ線焦点８ＡとＸ線検出器９Ａとの間に配置される。Ｘ線検出器９Ａはシンチレーター等を備えるフラットパネルディテクターとした。また、Ｘ線検出器９Ａの手前にはカーボン９Ｂが設置されている。

モンテカルロシミュレーションの計算において、Ｘ線焦点８Ａで発生させるＸ線スペクトルは、実際の撮影において使用するＸ線管等の仕様に基づいてＸ線管から放出され、Ｘ線検出器９Ａの位置でＸ線検出器９Ａの有感領域となるようコリメートされた一様なＸ線束となるようにした。

被写体については、生体に近づけるため、顎部を想定した直径１５ｃｍの円柱形の水ファントム１２Ａ、頭部を想定した直径１８ｃｍの円柱形の水ファントム１２Ｂ、頸部を想定した直径１３ｃｍの円柱形の水ファントム１２Ｃを図２３（ａ）に示す側面図および図２３（ｂ）に示す上面図のように組み合せ、水ファントム１２Ａの内部に厚さ２ｍｍの円筒状の皮質骨を設置し、水ファントム１２Ｂの内部に厚さ１ｍｍの円筒状の皮質骨を設置し、水ファントム１２Ａおよび１２Ｃの内部に長径４ｃｍ、短径３ｃｍ、厚さ３ｍｍの楕円筒状の頸椎部分１２Ｄを設置した。ただし、図２３（ａ）に示す一点鎖線で囲った部分においては、円筒状の皮質骨および頸椎部分１２Ｄをカットした。

モンテカルロシミュレーションの計算においては、図２３（ａ）に示す一点鎖線で囲った部分を金属の設置場所として、金属によるＸ線の減衰および散乱線を調べることにする。これは、骨があることによる周りからの散乱線の減衰効果を維持しつつ、骨によらない金属のみによる効果を見積もるためである。

まず、図２３に示す水ファントムの組み合わせであって、図２３（ａ）に示す一点鎖線で囲った部分に金属を設置しないものを被写体にしてモンテカルロシミュレーションの計算を行う。その計算結果を図２４において実線で示す。図２４に示すグラフの横軸は白画像における平均輝度値に対する全Ｘ線（直接線と散乱線）による輝度値の比であり、図２４に示すグラフの縦軸はＸ線検出器９Ａの或るピクセルで検出される全Ｘ線量に対するその全Ｘ線量に含まれる散乱線量の比である。

白画像における平均輝度値に対する全Ｘ線による輝度値の比は被写体のＸ線照射方向の厚みが薄いほど大きくなる。図２４において実線で示されている計算結果より、被写体のＸ線照射方向の厚みが薄いほど全Ｘ線量に対する散乱線量の比が小さくなることが分かる。図２４において実線で示されている計算結果は、例えばｙ＝Ａ／（ｘ−Ｃ）＋Ｂで近似することができる。Ａ＝０．０４９５５６、Ｂ＝０．０４６５０１、Ｃ＝−０．１６２７４とすると、図２４において破線で示されている近似曲線が得られる。

次に、下記（１）〜（３）の場合におけるモンテカルロシミュレーションの各計算結果を図２５及び図２６に示すグラフで比較する。

図２５に示すグラフの横軸は図２３に示すｘ軸方向のピクセル位置を示すピクセル番号であり、図２５に示すグラフの縦軸は白画像における平均輝度値に対する全Ｘ線による輝度値の比である。なお、ピクセル番号が大きいほど、対応するＸ線検出器９Ａのピクセルに入射したＸ線が透過した被写体の厚みは厚い。図２５中の曲線Ｃ１は下記（１）の場合に得られる計算結果である。同様に、図２５中の曲線Ｃ２は下記（２）の場合に得られる計算結果であり、図２５中の曲線Ｃ３は下記（３）の場合に得られる計算結果である。

また、図２６に示すグラフの横軸は図２３に示すｘ軸方向のピクセル位置を示すピクセル番号であり、図２６に示すグラフの縦軸はＸ線検出器９Ａの或るピクセルで検出される全Ｘ線量に対するその全Ｘ線量に含まれる散乱線量の比である。図２６中の曲線Ｃ１１は下記（１）の場合に得られる計算結果である。同様に、図２６中の曲線Ｃ１２は下記（２）の場合に得られる計算結果であり、図２６中の曲線Ｃ１３は下記（３）の場合に得られる計算結果である。

（１）図２３に示す水ファントムの組み合わせであって、図２３に示す一点鎖線で囲った部分に金属を設置しないものを被写体にした場合
（２）図２３に示す水ファントムの組み合わせであって、図２３に示す一点鎖線で囲った部分に幅５ｍｍ、長さ８ｃｍ、厚さ３ｍｍのチタンを、幅方向をｚ軸、長さ方向をｙ軸、厚さ方向をｘ軸に合わせて設置したものを被写体にしてＸ線の照射方向をｘ軸に合わせた場合
（３）図２３に示す水ファントムの組み合わせであって、図２３に示す一点鎖線で囲った部分に幅５ｍｍ、長さ８ｃｍ、厚さ１ｍｍのＡｕＡｇＰｄ合金を、幅方向をｚ軸、長さ方向をｙ軸、厚さ方向をｘ軸に合わせて設置したものを被写体にしてＸ線の照射方向をｘ軸に合わせた場合

図２５及び図２６から、Ｘ線検出器９Ａのピクセルで検出される全Ｘ線による輝度値（測定画像のピクセルの輝度値に相当）が同程度であっても、Ｘ線が透過する金属の種類や厚さによって散乱線量が異なることが分かる。

例えば、白画像の平均輝度値が３万であり、Ｘ線検出器９Ａのピクセルで検出される全Ｘ線による輝度値が６００である条件すなわち白画像における平均輝度値に対する全Ｘ線による輝度値の比が０．０２である条件を満たすピクセル番号は、上記（２）の場合は２０１であり、上記（３）の場合は５である（図２５参照）。これらのピクセル番号に対応するピクセルで検出される全Ｘ線量に対するその全Ｘ線量に含まれる散乱線量の比を図２６からから求めると、それぞれ０．４９１、０．９８７となり、散乱線による輝度値に変換するとそれぞれ２９５、５９２となる。したがって、測定画像のピクセルの輝度値が同じ６００であっても、Ｘ線がどのような材質の物質を透過したかによって、すなわち、物質の減弱係数の違いによって、散乱線量（測定画像のピクセルの散乱線成分）は異なってくる。

図２３に示す水ファントムの組み合わせであって、図２３（ａ）に示す一点鎖線で囲った部分に金属を設置しないものを被写体にしてモンテカルロシミュレーションの計算を行って得られる白画像における平均輝度値に対する全Ｘ線による輝度値の比は、被写体のＸ線照射方向の厚みに応じて異なる（図２５中の曲線Ｃ１参照）。以下、被写体の着目する部位を透過するＸ線経路上の骨あるいは金属を皮膚に置き換えた場合にＸ線検出器９Ａのピクセルで得られる輝度値を理想値と呼び、白画像における平均輝度値に対する理想値の比を理想値比と呼ぶ。

理想値比を固定した状態で金属の種類や厚さを変えながら、白画像における平均輝度値に対する全Ｘ線による輝度値の比と、Ｘ線検出器９Ａの或るピクセルで検出される全Ｘ線量に対するその全Ｘ線量に含まれる散乱線量の比との関係を求めることで図２７に示す一つのグラフを得る。例えば、理想値比を０．１に固定した状態で図２５及び図２６中の白抜き丸、白抜き三角から図２７中の白抜き丸、白抜き三角の各点を得て、その各点からｙ＝Ａ／（ｘ−Ｃ）＋Ｂの曲線を近似してＡ、Ｂ、Ｃの各値を求めることで図２７中の曲線Ｃ２３を得ることができる。

そして、理想値比を変更することで、図２７に示すそれぞれのグラフを得る。図２７中の曲線Ｃ２１は理想値比が１のグラフであり、図２７中の曲線Ｃ２２は理想値比が０．３のグラフであり、図２７中の曲線Ｃ２３は理想値比が０．１のグラフであり、図２７中の曲線Ｃ２４は理想値比が０．０３のグラフである。

ここで、図２７中の各曲線はＸ線撮影の投影角度を或る値に固定した場合に対応するものである。そして、白画像における平均輝度値に対する全Ｘ線による輝度値の比と、Ｘ線検出器９Ａの或るピクセルで検出される全Ｘ線量に対するその全Ｘ線量に含まれる散乱線量の比との関係を示す曲線は、Ｘ線撮影の投影角度に応じて異なる。なぜなら、歯列がＸ線焦点８Ａに近い側に位置するような投影角度のＸ線撮影に対応する場合には、図２３（ａ）に示す一点鎖線で囲った部分内で金属をＸ線焦点８Ａに近い側に設置し、歯列がＸ線焦点８Ａに遠い側に位置するような投影角度のＸ線撮影に対応する場合には、図２３（ａ）に示す一点鎖線で囲った部分内で金属をＸ線焦点８Ａに遠い側に設置するといったように、Ｘ線撮影の投影角度によって被写体中における金属の設置位置が異なり、この金属の設置位置の違いが金属を透過した直接線を検出するＸ線検出器９Ａのピクセルで検出される散乱線量に影響を与えるからである。

以上により、測定画像のピクセルの輝度値を元に散乱線による輝度値を算出する方法をまとめると、以下のようになる。
［１］測定画像の全てのピクセルについて理想値比を算出する。
［２］理想値比と、白画像における平均輝度値に対する測定画像の輝度値の比と、Ｘ線撮影の投影角度とから、測定画像の全てのピクセルの散乱線成分を算出する。

ところで、ＣＴ撮影においては余分な被ばくを抑えるためＸ線の照射範囲がＸ線検出器９Ａの有感領域に一致するようＸ線焦点８Ａの近傍でＸ線をカットしている。よって、Ｘ線検出器９Ａの端部に位置するピクセルでは、Ｘ線検出器９Ａの中央部に位置するピクセルと比較して被写体からの散乱線による影響が少ない。その結果、端部に位置するピクセルでは散乱線成分が減少する。

この減少傾向は、Ｘ線検出器９Ａの端のピクセルほど強いが、Ｘ線検出器９Ａの端から離れるにつれて連続的に小さくなり、Ｘ線検出器９Ａの端から所定のピクセル以上離れたＸ線検出器９Ａの中央部ではほぼ０となる。しかし、白画像における平均輝度値に対する全Ｘ線による輝度値の比が高いピクセルにおいては、被写体のＸ線照射方向の厚みが薄いので元々被写体からの散乱線は少ない。このため、理想値比が高いピクセルほど、ピクセルがＸ線検出器９Ａの端部に位置したことによる散乱線成分の減少は小さくなる。したがって、ピクセルがＸ線検出器９Ａの端部の方に位置し、且つ、理想値比が低い場合は、上述した散乱線成分の減少を加味して散乱線成分を求めることが望ましい。

＜＜散乱線補正処理の内容＞＞
散乱線補正処理は、理想値比算出処理、散乱線成分算出処理、補正処理に分けられ、理想値比算出処理、散乱線成分算出処理、補正処理の順で実行される。

＜理想値比算出処理＞
画像処理装置１０は、理想値比算出処理において、例えば、５１２×５１２ピクセルの測定画像を１６×１６ピクセルごとにまとめ、横方向３２個×縦方向３２個の合計１０２４個の領域に分割し、各領域の理想値比を計算した後に各ピクセルの理想値比を算出する。このような算出手順にした理由は、被写体のＸ線照射方向の厚みに応じてピクセルの輝度値は徐々に変化するものの、１ピクセルごとに調べていたのでは、各ピクセルの輝度値の誤差が大きいため、輝度値の減少または増加が被写体のＸ線照射方向の厚みが変化したためであるのか、それとも誤差によるものなのか判別するのが非常に難しくなるからである。なお、上記のピクセルサイズや分割する領域の個数はあくまで例示であり、上記に示した値に限定されない。

また、画像処理装置１０は、横方向３２個×縦方向３２個の領域の各中心位置の理想値比について、まず横方向に領域を移動して得られる３２個の曲線（横方向の領域をｘ、白画像における平均輝度値に対する中心位置の全Ｘ線による輝度値の比をｙとして得られる曲線）を測定画像と図２３に示す水ファントムの組み合わせであって、図２３（ａ）に示す一点鎖線で囲った部分に金属を設置しないものを被写体にしてモンテカルロシミュレーションの計算を行って得られるデータとからそれぞれ算出し、次に縦方向に領域を移動して得られる３２個の曲線（縦方向の領域をｘ、白画像における平均輝度値に対する中心位置の全Ｘ線による輝度値の比をｙとして得られる曲線）を測定画像と図２３に示す水ファントムの組み合わせであって、図２３（ａ）に示す一点鎖線で囲った部分に金属を設置しないものを被写体にしてモンテカルロシミュレーションの計算を行って得られるデータとからそれぞれ算出するという手順で理想値比算出処理を行う。なお、本実施形態では、各領域を代表する理想値比としてそれぞれの中心位置の理想値比を採用しているが、各領域を代表する理想値比はこれに限定されることはなく、例えば、各領域において領域全体の理想値比の平均値を求め、各領域を代表する理想値比として各平均値を採用してもよい。

測定画像を対象として横方向に輝度値の高い方から低い方へ行う方向で領域を移動したとき、白画像における平均輝度値に対する中心位置の全Ｘ線による輝度値の比は、骨部分に入るまでの皮膚のみの部分においては基本的にｙ＝Ａ／（ｘ−Ｃ）＋Ｂの曲線に従って変化し、皮膚のみの部分から骨部分に入ると当該曲線から外れて大きく落ち込む。また、当該曲線（ｘの範囲は骨部分に入るまでの皮膚のみの部分に限定）と図２５中の曲線Ｃ１とは必ずしも一致しない。

そこで、画像処理装置１０は、当該曲線（ｘの範囲は骨部分に入るまでの皮膚のみの部分に限定）と図２５中の曲線Ｃ１とが一致するように、図２５中の曲線Ｃ１をｘ軸方向に伸縮処理或いは縮小処理し、ｘ軸方向に伸縮処理或いは縮小処理した後の図２５中の曲線Ｃ１に基づいて領域の中心位置の理想値比を算出する。

しかし、Ｘ線を被写体の背面付近から照射する場合および正面付近から照射する場合については、皮膚のみの部分の範囲が極端に狭くなってしまうため、測定画像を対象として横方向に輝度値の高い方から低い方へ行う方向で領域を移動したときに求まる理想値比の算出精度が悪くなってしまう。

一方、縦方向に関しては、顎部や頸部等の広い範囲で皮膚のみの部分がある。そこで、Ｘ線を被写体の背面付近から照射する場合や正面付近から照射する場合に対応する投影角度においては、横方向に領域を移動させたときの理想値比の計算で皮膚のみの部分がある範囲以下となった時点で、縦方向に領域を移動させたときの理想値比の計算に切り替え、端から例えば５列分について縦方向に領域を移動させたときの理想値比の計算を行うようにする。この縦方向に領域を移動させたときの理想値比の計算結果から得られる値を、皮膚のみの部分から得られる理想値比と仮定することによって、皮膚のみの部分から理想値比を算出することが困難だった横方向に領域を移動させたときの理想値比の算出が可能となるので、その後横方向に領域を移動させたときの理想値比の計算を再開する。

横方向に領域を移動させたときの理想値比の計算は各行で行うため、図２５中の曲線Ｃ１に対するｘ軸方向の伸縮処理或いは縮小処理の程度も各行で異なる。このため、縦方向の理想値比の変化が滑らかではなく、凸凹になることが多い。そこで、縦方向についても理想値比の変化を滑らかにする処置を施す必要がある。ただし、横方向の場合と同様の処置を行ったのでは、次は横方向の理想値比の変化がまた凸凹になってしまうので、本実施形態では、最小二乗法を利用することにした。

ｙ＝Ａ／（ｘ−Ｃ）＋Ｂに最小二乗法を適用すると非常に複雑になり、Ａ、Ｂ、Ｃの値を求めることができない。そこで、理想値比に対して対数z=logyをとると、zは局所的にはxに比例することから、ｚ＝Ａｘ＋Ｂについて最小二乗法を適用し、その後にｚをｙに戻すことで、理想値比を算出するようにした。本実施形態は、最小二乗法を適用する範囲を４つに分割し、それぞれについて境界が滑らかになるようにしつつ別々に最小二乗法を適用した。なお、最小二乗法を適用する範囲の分割数は４つ以外であってもよい。

さらに、画像処理装置１０は、上述した手順で算出した各領域の理想値比の変化をより滑らかにするため、各領域を注目領域の対象とし、注目領域の周りの領域の理想値比の平均値を注目領域の理想値比とする平滑化処理を行う。

理想値比算出処理の最後において、画像処理装置１０は、各領域の中心位置の理想値比に基づいて各ピクセルの理想値比の値を算出する。例えば、理想値比の値の算出対象であるピクセルが、隣り合う領域の中心位置同士を結ぶ線分上に位置する場合は、当該線分上で理想値比が線形的に変化するものとし、理想値比の値の算出対象であるピクセルが、隣り合う領域の中心位置同士を結ぶ線分上に位置しない場合は、当該ピクセルを囲む四つの中心位置の理想値比を利用し、まず当該ピクセルと横方向の座標が同一であって横方向に隣り合う一組の領域の中心位置同士を結ぶ線分上に位置する第１の点の理想値比を当該線分上で理想値比が線形的に変化するものとして算出し、次に当該ピクセルと横方向の座標が同一であって横方向に隣り合うもう一組の領域の中心位置同士を結ぶ線分上に位置する第２の点の理想値比を当該線分上で理想値比が線形的に変化するものとし算出し、そして第１の点と第２の点とを結ぶ線分上に位置する場合は、当該線分上で理想値比が線形的に変化するものとすることで各ピクセルの理想値比の値を算出できるが、他の方法で各ピクセルの理想値比の値を求めてもよい。例えば、上記の方法において横方向を縦方向に置き換えてもよい。

＜散乱線成分算出処理＞
画像処理装置１０は、測定画像のピクセル毎に、上述した理想値比算出処理で算出した理想値比と、白画像における平均輝度値に対する測定画像の輝度値の比と、Ｘ線撮影の投影角度とから、図２７に示す曲線のデータを用いて測定画像の散乱線成分を算出する。図２７に示す曲線のデータは、ｙ＝Ａ／（ｘ−Ｃ）＋Ｂの定数Ａ、Ｂ、Ｃの各値が、理想値比と投影角度とに関連付けられたデータテーブルの形式でＨＤＤ１０７に記憶されている。

ここで、画像処理装置１０は、ピクセルがＸ線検出器９Ａの端部の方に位置し、且つ、理想値比が低い場合は、上記の通り算出した散乱線成分を減少させる修正処理を行うようにしてもよい。

＜補正処理＞
画像処理装置１０は、測定画像のピクセル毎に、測定画像のピクセルの輝度値から、上述した散乱線成分算出処理で算出した散乱線成分を除去する補正処理を行う。これにより、Ｘ線撮影で得られる測定画像データから散乱線成分を低減した画像データを直接的に導出することができる。したがって、Ｘ線撮影で得られる測定画像データから散乱線成分を差し引いた画像データ（以下、「直接放射線データ」と称す）も導出することができる。

＜変形例＞
以上、散乱線補正処理について説明したが、散乱線補正処理は上述した実施形態に限定されるものではなく、種々の変更を加えて実施することができる。

例えば、Ｘ線撮影の撮影範囲が制限されている等の理由により、Ｘ線撮影の投影角度が変わっても白画像における平均輝度値に対する全Ｘ線による輝度値の比と、Ｘ線検出器９Ａの或るピクセルで検出される全Ｘ線量に対するその全Ｘ線量に含まれる散乱線量の比との関係を示す曲線がほとんど変化しない場合には、散乱線成分算出処理において画像処理装置１０が、測定画像のピクセル毎に、上述した理想値比算出処理で算出した理想値比と、白画像における平均輝度値に対する測定画像の輝度値の比との二つのみから、図２７に示す曲線のデータを用いて測定画像の散乱線成分を算出するようにしてもよい。

上述した実施形態において説明した歯科用あるいは耳鼻科用等のＸ線撮影装置では、被写体が人間の頭部に限定されている。ただし、散乱線補正処理は被写体が人間の頭部である場合に限定されるものではない。被写体が人間の頭部でない場合は、モンテカルロシミュレーションにおいて使用する被写体のモデルを、図２３に示すモデルではなく、実際の被写体に適したモデルにすればよい。

また、上述した実施形態以外の方法で直接放射線データを求めてもよい。

＜＜金属体の位置特定処理＞＞
散乱線補正処理が終了すると、画像処理装置１０はＸ線撮影領域に含まれる金属体の位置を特定するために、金属体の位置特定処理プログラムを実行する。Ｘ線撮影領域に含まれる金属体の位置を特定する処理の一例を図２８のフローチャートに従い説明する。

図２８のフローチャートの開始時には、既に散乱線補正処理を行っているため、各ピクセルにおける全放射線に対する直接放射線の割合が分かっている。全放射線に対する散乱放射線の割合は、Ｘ線が透過する被写体での減弱が大きいほど増加する。すなわち全放射線に対する直接放射線の割合は、Ｘ線が透過する被写体での減弱が大きいほど減少する。したがって、全放射線に対する直接放射線の割合に閾値を設け、閾値未満である場合は金属であると判定し、閾値以上である場合は非金属であると判定する。これにより、ある程度金属を抽出することができる。

抽出する金属が金属クラウンや金属詰め物に用いられるＡｕＡｇＰｄ合金である場合は、上記の閾値処理によって抽出対象のほとんどを抽出することができるが、抽出する金属がインプラントに用いられるチタン或いはチタン合金である場合は後述するステップＳ５０及びＳ６０の金属抽出処理を行うにしても上記の閾値処理だけでは不十分になるので、追加抽出処理（閾値処理で抽出できなかったチタン或いはチタン合金の抽出処理）を行う。尚、追加抽出処理はチタン或いはチタン合金以外の金属体の抽出にも適用することが可能である。また、追加抽出処理を行う前に、全放射線データまたは直接放射線データのいずれかに対して対数変換処理が実行され投影画像データが生成されるとともに、全放射線データまたは直接放射線データのいずれかに対して、上記の閾値処理において金属であると判定されたピクセルには「０」値を付与し、上記の閾値処理において金属でないと判定されたピクセルには「１」値を付与することで、追加抽出処理前二値化データを得る。

追加抽出処理は、図１２に示すステップＳ１０と同様の処理である。なお、追加抽出処理の対象画像を、直接放射線データ、又は、直接放射線データを対数変換処理した投影画像データにすることも可能である。

追加抽出処理が終了すると、画像処理装置１０は、追加抽出処理前二値化データに対して、上記の金属体の位置特定処理において金属であると判定されたピクセルに「０」値を付与する（上記の閾値処理においてすでに金属であると判定されたピクセルは「０」値が付与されているのでそのままにする）ことで、追加抽出処理後二値化データを得る（ステップＳ１０）。追加抽出処理後二値化データでは、上記の閾値処理において金属であると判定されたピクセル及び上記の追加抽出処理において金属であると判定されたピクセルに「０」値が付与されており、上記の閾値処理及び上記の追加抽出処理のいずれにおいても金属であると判定されなかったピクセルに「１」値が付与されている。ステップＳ２０以降の処理は、第２実施形態と同様であるため、説明を省略する。なお、ステップＳ２０における投影画像データは、全放射線データを対数変換処理した投影画像データ、直接放射線データを対数変換処理した投影画像データのいずれであってもよい。

１ 本発明の各実施形態に係るアーム型Ｘ線撮影装置の本体部
２ ベース
３ 下部ポール
４ 上部ポール
５ 固定アーム
６ 旋回アーム
７ 頭部保持部
８ Ｘ線照射部
８Ａ Ｘ線焦点
８Ｂ Ｘ線絞り
９ Ｘ線検出部
９Ａ Ｘ線検出器
９Ｂ カーボン
１０ 画像処理装置
１１ 被写体
１２Ａ〜１２Ｃ 水ファントム
１２Ｄ 頸椎部分
１０１ ＣＰＵ
１０２ ＲＯＭ
１０３ ＲＡＭ
１０４ 通信インターフェース部
１０５ ＶＲＡＭ
１０６ 表示部
１０７ ＨＤＤ
１０８ 入力部
２０１ 仮想歯列弓
２０３ 患者歯列弓
２０６ 旋回アームの旋回軸中心
２０７ 画像再構成範囲
Ｗ Ｘ線検出部上でのＸ線ビーム幅

Claims (6)

1. Ｘ線撮影に基づく画像の所定方向における輝度値の変化度合に基づいて、前記Ｘ線撮影に基づく画像における金属体と非金属体との境界を特定する特定部と、
   前記Ｘ線撮影に基づく画像に対して、前記特定部による特定結果を用いて、金属であると判定されたピクセルには第１の値を付与し、金属でないと判定されたピクセルには第２の値を付与することで、二値化データを得る二値化データ生成部と、
   前記二値化データに基づくサイノグラムを生成するサイノグラム生成部と、
   前記サイノグラムから正弦波状曲線領域を抽出する抽出部と、
   前記抽出部によって正弦波状曲線領域が抽出された抽出処理済みサイノグラムから投影画像または測定画像を生成する画像生成部とを備え、
   前記抽出部が、前記サイノグラムに含まれていない正弦波状曲線を補完し、前記サイノグラムに含まれている正弦波状曲線及び補完した正弦波状曲線に基づいて正弦波状曲線領域を抽出することを特徴とする画像処理装置。
2. Ｘ線撮影に基づく画像の所定方向における輝度値の変化度合に基づいて、前記Ｘ線撮影に基づく画像における金属体と非金属体との境界を特定する特定部と、
   前記Ｘ線撮影に基づく画像に対して、前記特定部による特定結果を用いて、金属であると判定されたピクセルには第１の値を付与し、金属でないと判定されたピクセルには第２の値を付与することで、二値化データを得る二値化データ生成部と、
   前記二値化データに基づくサイノグラムを生成するサイノグラム生成部と、
   前記サイノグラムから正弦波状曲線領域を抽出する抽出部と、
   前記抽出部によって正弦波状曲線領域が抽出された抽出処理済みサイノグラムから投影画像または測定画像を生成する画像生成部とを備え、
   前記抽出部が、正弦波状曲線領域の途切れを補正して正弦波状曲線領域を抽出することを特徴とする画像処理装置。
3. 前記特定部が、前記Ｘ線撮影に基づく画像の前記所定方向に沿った複数の隣接する調査線上それぞれにおける輝度値の変化度合に基づいて、前記Ｘ線撮影に基づく画像における金属体と非金属体との境界を特定することを特徴とする請求項１又は請求項２に記載の画像処理装置。
4. Ｘ線撮影に基づく画像の所定方向における輝度値の変化度合に基づいて、前記Ｘ線撮影に基づく画像における金属体と非金属体との境界を特定する特定ステップと、
   前記Ｘ線撮影に基づく画像に対して、前記特定ステップによる特定結果を用いて、金属であると判定されたピクセルには第１の値を付与し、金属でないと判定されたピクセルには第２の値を付与することで、二値化データを得る二値化データ生成ステップと、
   前記二値化データに基づくサイノグラムを生成するサイノグラム生成ステップと、
   前記サイノグラムから正弦波状曲線領域を抽出する抽出ステップと、
   前記抽出ステップによって正弦波状曲線領域が抽出された抽出処理済みサイノグラムから投影画像または測定画像を生成する画像生成ステップとを備え、
   前記抽出ステップにおいて、前記サイノグラムに含まれていない正弦波状曲線が補完され、前記サイノグラムに含まれている正弦波状曲線及び補完された正弦波状曲線に基づいて正弦波状曲線領域が抽出されることを特徴とする画像処理方法。
5. Ｘ線撮影に基づく画像の所定方向における輝度値の変化度合に基づいて、前記Ｘ線撮影に基づく画像における金属体と非金属体との境界を特定する特定ステップと、
   前記Ｘ線撮影に基づく画像に対して、前記特定ステップによる特定結果を用いて、金属であると判定されたピクセルには第１の値を付与し、金属でないと判定されたピクセルには第２の値を付与することで、二値化データを得る二値化データ生成ステップと、
   前記二値化データに基づくサイノグラムを生成するサイノグラム生成ステップと、
   前記サイノグラムから正弦波状曲線領域を抽出する抽出ステップと、
   前記抽出ステップによって正弦波状曲線領域が抽出された抽出処理済みサイノグラムから投影画像または測定画像を生成する画像生成ステップとを備え、
   前記抽出ステップにおいて、正弦波状曲線領域の途切れが補正され正弦波状曲線領域が抽出されることを特徴とする画像処理方法。
6. 被写体に対してＸ線を照射するＸ線照射部と、
   前記被写体を透過したＸ線を検出するＸ線検出部と、
   前記Ｘ線検出部の検出結果を用いてＸ線撮影に基づく画像を生成するＸ線画像生成部と、
   前記Ｘ線撮影に基づく画像を用いて画像処理を行う請求項１〜３のいずれか１項に記載の画像処理装置とを備えることを特徴とするＸ線撮影装置。