特許 6386981 画像処理方法、画像処理装置及び放射線断層撮影装置並びにプログラム

(19)【発行国】日本国特許庁(JP)

(12)【公報種別】特許公報(B2)

(11)【特許番号】6386981

(24)【登録日】2018年8月17日

(45)【発行日】2018年9月5日

(54)【発明の名称】画像処理方法、画像処理装置及び放射線断層撮影装置並びにプログラム

(51)【国際特許分類】

   A61B 6/03 20060101AFI20180827BHJP

【ＦＩ】

   A61B6/03 350F

【請求項の数】15

【全頁数】18

(21)【出願番号】特願2015-170107(P2015-170107)

(22)【出願日】2015年8月31日

(65)【公開番号】特開2017-46735(P2017-46735A)

(43)【公開日】2017年3月9日

【審査請求日】2016年9月15日

(73)【特許権者】

【識別番号】300019238

【氏名又は名称】ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー

(74)【代理人】

【識別番号】100137545

【弁理士】

【氏名又は名称】荒川 聡志

(74)【代理人】

【識別番号】100105588

【弁理士】

【氏名又は名称】小倉 博

(74)【代理人】

【識別番号】100129779

【弁理士】

【氏名又は名称】黒川 俊久

(74)【代理人】

【識別番号】100113974

【弁理士】

【氏名又は名称】田中 拓人

(74)【代理人】

【識別番号】100115462

【弁理士】

【氏名又は名称】小島 猛

(74)【代理人】

【識別番号】100151286

【弁理士】

【氏名又は名称】澤木 亮一

(72)【発明者】

【氏名】萩原 明

【審査官】 安田 明央

(56)【参考文献】

【文献】 特開昭６１−０５６９４６（ＪＰ，Ａ）

【文献】 米国特許出願公開第２００５／００１８８８９（ＵＳ，Ａ１）

【文献】 特開２０００−００５１５９（ＪＰ，Ａ）

【文献】 特開２０１３−０２７５２０（ＪＰ，Ａ）

【文献】 米国特許第０４７２９１００（ＵＳ，Ａ）

(58)【調査した分野】（Int.Cl.，ＤＢ名）

Ａ６１Ｂ ６／００−６／１４

(57)【特許請求の範囲】

【請求項1】

放射線ＣＴスキャンにより得られたスキャンデータにおいて、放射線検出レベルが所定の閾値未満である高ノイズレベル部分に対しては、ノイズ成分が抑制される抑制処理を行い、放射線検出レベルが前記所定の閾値以上である低ノイズレベル部分に対しては、ノイズ成分が強調される強調処理を行う処理ステップと、
前記処理ステップによる処理が行われたスキャンデータに基づいて、画像を再構成する再構成ステップと、をコンピュータに実行させる画像生成方法。

【請求項2】

放射線ＣＴスキャンにより得られたスキャンデータにおいて、放射線検出レベルが所定の閾値未満である高ノイズレベル部分に対しては、ノイズ成分が抑制される抑制処理を行い、放射線検出レベルが前記所定の閾値以上である低ノイズレベル部分に対しては、ノイズ成分が強調される強調処理を行う処理手段と、
前記処理手段による処理が行われたスキャンデータに基づいて、画像を再構成する再構成手段と、を備えた画像生成装置。

【請求項3】

前記処理手段は、前記高ノイズレベル部分において、前記放射線検出レベルが低くなると前記抑制処理の程度を強くする、請求項２に記載の画像生成装置。

【請求項4】

前記処理手段は、前記低ノイズレベル部分において、前記放射線検出レベルが高くなると前記強調処理の程度を強くする、請求項２または請求項３に記載の画像生成装置。

【請求項5】

前記スキャンデータは、対数変換前の放射線検出器データである、請求項２から請求項４のいずれか一項に記載の画像生成装置。

【請求項6】

前記スキャンデータは、対数変換後の投影データである、請求項２から請求項４のいずれか一項に記載の画像生成装置。

【請求項7】

前記スキャンデータは、１ビューに対応するデータである、請求項２から請求項６のいずれか一項に記載の画像生成装置。

【請求項8】

前記抑制処理は、平滑化フィルタを用いる処理である、請求項２から請求項７のいずれか一項に記載の画像生成装置。

【請求項9】

前記強調処理は、鮮鋭化フィルタを用いる処理である、請求項２から請求項８のいずれか一項に記載の画像生成装置。

【請求項10】

前記強調処理は、ノイズ成分を加える処理である、請求項２から請求項８のいずれか一項に記載の画像生成装置。

【請求項11】

前記所定の閾値は、前記画像の解析結果に基づいて調整される、請求項２から請求項１０のいずれか一項に記載の画像生成装置。

【請求項12】

前記放射線は、Ｘ線である、請求項２から請求項１１のいずれか一項に記載の画像生成装置。

【請求項13】

前記放射線ＣＴスキャンは、放射線源と複数の検出素子が配列された放射線検出器とを被写体の周りに回転させて、前記放射線源から放射線を前記撮影対象に放射させ、前記撮影対象の透過放射線を前記放射線検出器にて検出することにより行われる、請求項２から請求項１２のいずれか一項に記載の画像生成装置。

【請求項14】

請求項２から請求項１３のいずれか一項に記載の画像生成装置を含む放射線断層撮影装置。

【請求項15】

コンピュータを、請求項２から請求項１３のいずれか一項に記載の画像生成装置における各手段として機能させるためのプログラム。

【発明の詳細な説明】

【技術分野】

【0001】

本発明は、放射線断層像におけるストリーク・アーチファクト（streak artifact）を低減する処理の改良化技術に関する。

【背景技術】

【0002】

放射線断層像に現れるアーチファクトの一つとして、ストリーク・アーチファクトが知られている。また、その中で最も代表的なものの一つとして、ファイン・ストリーク・アーチファクト（fine streak artifact）がある。ファイン・ストリーク・アーチファクトは、特定の方向、特定の場所に生じる微かな複数の線状アーチファクト群である。

【0003】

ファイン・ストリーク・アーチファクトの発生は、人体の不均一な形状に起因しており、収集されたスキャンデータ（scan data）におけるビュー角度（view angle）ごとあるいは検出チャネル（detector channel）ごとのノイズレベル（noise level）の不均一さが一つの原因であると考えられる。

【0004】

従来、このようなファイン・ストリーク・アーチファクトを抑制するために、種々の手法が提案されている。最も一般的な手法の一つは、スキャンデータのうち、放射線の透過経路が長く放射線の減弱が大きいために放射線検出レベルが低くなりノイズレベルが相対的に高くなっている部分について、平滑化処理等を行ってノイズレベルを下げ、ノイズレベルの不均一さの改善を図る手法である（例えば、特許文献１，段落［０００６］等参照）。

【先行技術文献】

【特許文献】

【0005】

【特許文献1】特開２０００−８３９４６号公報

【発明の概要】

【発明が解決しようとする課題】

【0006】

しかしながら、スキャンデータへの平滑化処理は、再構成画像の鮮鋭度を低下させるという副作用を伴うので、平滑化の程度にも限度があり、結果としてファイン・ストリーク・アーチファクトを十分に抑制できない場合がある。

【0007】

このような事情により、放射線断層像におけるストリーク・アーチファクトをより低減することが可能な技術が望まれている。

【課題を解決するための手段】

【0008】

第１の観点の発明は、
放射線ＣＴスキャン（radiation Computed Tomography scan）により得られたスキャンデータにおいて、放射線検出レベルが所定の閾値未満である高ノイズレベル部分に対しては、ノイズ成分が抑制される抑制処理を行い、放射線検出レベルが前記所定の閾値以上である低ノイズレベル部分に対しては、ノイズ成分が強調される強調処理を行う処理ステップ（step）と、
前記処理ステップによる処理が行われたスキャンデータに基づいて、画像を再構成する再構成ステップと、をコンピュータ（computer）に実行させる画像生成方法を提供する。

【0009】

第２の観点の発明は、
放射線ＣＴスキャンにより得られたスキャンデータにおいて、放射線検出レベルが所定の閾値未満である高ノイズレベル部分に対しては、ノイズ成分が抑制される抑制処理を行い、放射線検出レベルが前記所定の閾値以上である低ノイズレベル部分に対しては、ノイズ成分が強調される強調処理を行う処理手段と、
前記処理手段による処理が行われたスキャンデータに基づいて、画像を再構成する再構成手段と、を備えた画像生成装置を提供する。

【0010】

第３の観点の発明は、
前記処理手段が、前記高ノイズレベル部分において、前記放射線検出レベルが低くなると前記抑制処理の程度を強くする、上記第２の観点の画像生成装置を提供する。

【0011】

第４の観点の発明は、
前記処理手段が、前記低ノイズレベル部分において、前記放射線検出レベルが高くなると前記強調処理の程度を強くする、上記第２の観点または第３の観点の画像生成装置を提供する。

【0012】

第５の観点の発明は、
前記スキャンデータが、対数変換前の放射線検出器データである、上記第２の観点から第４の観点のいずれか一つの観点の画像生成装置を提供する。

【0013】

第６の観点の発明は、
前記スキャンデータが、対数変換後の投影データである、上記第２の観点から第４の観点のいずれか一つの観点の画像生成装置を提供する。

【0014】

第７の観点の発明は、
前記スキャンデータが、１ビューに対応するデータである、上記第２の観点から第６の観点のいずれか一つの観点の画像生成装置を提供する。

【0015】

第８の観点の発明は、
前記抑制処理が、平滑化フィルタ（filter）を用いる処理である、上記第２の観点から第７の観点のいずれか一つの観点の画像生成装置を提供する。

【0016】

第９の観点の発明は、
前記強調処理が、鮮鋭化フィルタを用いる処理である、上記第２の観点から第８の観点のいずれか一つの観点の画像生成装置を提供する。

【0017】

第１０の観点の発明は、
前記強調処理が、ノイズ成分を加える処理である、上記第２の観点から第８の観点のいずれか一つの観点の画像生成装置を提供する。

【0018】

第１１の観点の発明は、
前記所定の閾値が、前記画像の解析結果に基づいて調整される、上記第２の観点から第１０の観点のいずれか一つの観点の画像生成装置を提供する。

【0019】

第１２の観点の発明は、
前記放射線が、Ｘ線である、上記第２の観点から第１１の観点のいずれか一つの観点の画像生成装置を提供する。

【0020】

第１３の観点の発明は、
前記放射線ＣＴスキャンが、放射線源と複数の検出素子が配列された放射線検出器とを被写体の周りに回転させて、前記放射線源から放射線を前記撮影対象に放射させ、前記撮影対象の透過放射線を前記放射線検出器にて検出することにより行われる、上記第２の観点から第１２の観点のいずれか一つの観点の画像生成装置を提供する。

【0021】

第１４の観点の発明は、
上記第２の観点から第１３の観点のいずれか一つの観点の画像生成装置を含む放射線断層撮影装置を提供する。

【0022】

第１５の観点の発明は、
コンピュータを、上記第２の観点から第１３の観点のいずれか一つに記載の画像生成装置における各手段として機能させるためのプログラム（program）を提供する。

【発明の効果】

【0023】

上記観点の発明によれば、スキャンデータにおいて、放射線検出レベルが所定の閾値未満となる高ノイズレベル部分に対しては抑制処理を行い、放射線検出レベルが閾値以上となる低ノイズレベル部分に対しては強調処理を行う。これにより、ノイズレベルが高い部分を低くするだけでなく、ノイズレベルが低い部分についても逆に積極的に高くすることで、ノイズレベルの均一化を従来よりも進めることができ、ノイズレベルの不均一さに基づくストリーク・アーチファクトをより低減することができる。

【図面の簡単な説明】

【0024】

【図1】本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置のハードウェア（hardware）の構成を概略的に示す図である。

【図2】本提案によるファイン・ストリーク・アーチファクトの補正方法のコンセプト（concept）を示す図である。

【図3】本提案によるファイン・ストリーク・アーチファクトの補正方法のコンセプトのつづきを示す図である。

【図4】本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の操作コンソール（operation console）の機能ブロック図である。

【図5】本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置における処理の流れを示すフロー（flow）図である。

【図6】本実施形態における被検体の撮影部位がスキャンされる様子を示す図である。

【図7】投影データのデータ値とフィルタの重み係数との関係の一例を示す図である。

【図8】本提案法の第１の適用例を示す図である。

【図9】本提案法の第２の適用例を示す図である。

【図10】本提案法の第３の適用例を示す図である。

【図11】本提案法の第４の適用例を示す図である。

【図12】本提案法の第５の適用例を示す図である。

【図13】ｚ方向のノイズレベルの均一性についての検討を説明するための図である。

【発明を実施するための形態】

【0025】

以下、発明の実施形態について説明する。なお、これにより発明は限定されない。

【0026】

図１は、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置（X-ray Computed Tomography system）のハードウェアの構成を概略的に示す図である。

【0027】

図１に示すように、Ｘ線ＣＴ装置１は、ガントリ（gantry）２、撮影テーブル（imaging table）４、及び操作コンソール６を備えている。

【0028】

ガントリ２は、Ｘ線管２１、アパーチャ（aperture）２２、コリメータ装置（collimator device）２３、Ｘ線検出器２４、データ収集部２５、回転部２６、高電圧電源２７、アパーチャ駆動装置２８、回転駆動装置２９、及びガントリ・テーブル制御部３０を有している。

【0029】

Ｘ線管２１及びＸ線検出器２４は、空洞部２Ｂを挟み対向して配置されている。

【0030】

アパーチャ２２は、Ｘ線管２１と空洞部２Ｂとの間に配置されている。Ｘ線管２１のＸ線焦点からＸ線検出器２４に向けて放射されるＸ線をファンビーム（fan beam）やコーンビーム（cone beam）に成形する。

【0031】

コリメータ装置２３は、空洞部２ＢとＸ線検出器２４との間に配置されている。コリメータ装置２３は、Ｘ線検出器２４に入射する散乱線を除去する。

【0032】

Ｘ線検出器２４は、Ｘ線管２１から放射される扇状のＸ線ビームの広がり方向（チャネル（channel）方向という）および厚み方向（列方向という）に、２次元的に配列された複数のＸ線検出素子を有している。各Ｘ線検出素子は、空洞部２Ｂに配された被検体５の透過Ｘ線をそれぞれ検出し、その強度に応じた電気信号を出力する。被検体５は、例えば、人間や動物などの生体である。

【0033】

データ収集部２５は、Ｘ線検出器２４の各Ｘ線検出素子から出力される電気信号を受信し、Ｘ線データに変換して収集する。

【0034】

回転部２６は、空洞部２Ｂの周りに回転可能に支持されている。回転部２６には、Ｘ線管２１、アパーチャ２２、コリメータ装置２３、Ｘ線検出器２４、及びデータ収集部２５が搭載されている。

【0035】

撮影テーブル４は、クレードル（cradle）４１、クレードル駆動装置４２を有している。被検体５は、クレードル４１の上に載置される。クレードル駆動装置４２は、クレードル４１をガントリ２の空洞部２Ｂすなわち撮影空間に入れ出しする。

【0036】

高電圧電源２７は、Ｘ線管２１に高電圧及び電流を供給する。

【0037】

アパーチャ駆動装置２８、アパーチャ２２を駆動しその開口を変形させる。

【0038】

回転駆動装置２９、回転部２６を回転駆動する。

【0039】

ガントリ・テーブル制御部３０は、ガントリ２内の各装置・各部、撮影テーブル４等を制御する。

【0040】

操作コンソール６は、操作者からの各種操作を受け付ける。操作コンソール６は、入力装置６１、表示装置６２、記憶装置６３、及び演算処理装置６４を有している。本例では、操作コンソール６は、コンピュータにより構成されている。

【0041】

なお、ここでは、図１に示すように、被検体５の体軸方向、すなわち撮影テーブル４による被検体５の搬送方向をｚ方向とする。また、鉛直方向をｙ方向、ｙ方向およびｚ方向に直交する水平方向をｘ方向とする。

【0042】

次に、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の機能について説明する。本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置は、従来のストリーク・アーチファクト低減処理では低減し切れなかったファイン・ストリーク・アーチファクトをより低減することが可能な補正機能を有する。

【0043】

図２に本提案によるファイン・ストリーク・アーチファクトの補正方法のコンセプトを示す。スキャンデータに見られるノイズレベルは、被検体をＸ線が透過する長さ（透過長）に依存する。これは、透過長が長いほどその途中でＸ線光子（X-ray photon）を失い、光子量に対して相対的にノイズが大きくなることにより、ノイズレベルを高くすることによる。図２（ａ）［左］に示すように、断層面において、人体のセンター上下方向（前後方向またはＡＰ方向）には心臓領域や高Ｘ線吸収体である脊椎を含むため、透過長が長くノイズレベルが高くなる。一方、人体の上下方向で肺野領域を通過する位置においては、高Ｘ線吸収体である脊椎は含まれず肺野もほとんどが空気であるため、実質的な透過長は短く、センター（center）上下方向の場合と比較してノイズレベルが低い。また、横方向（左右方向）においても、肺野を通る位置では心臓領域は含んでも高Ｘ線吸収体である脊椎を含まないため、センター上下方向の場合と比較して透過長が短くノイズレベルが低い。

【0044】

本提案法では、図２（ｂ）［右］に示すように、上述したノイズレベルをいずれの位置においても、またいずれの方向においても均一にすることを目的とする。

【0045】

図３に本提案によるファイン・ストリーク・アーチファクトの補正方法のコンセプトのつづきを示す。補正処理を行うタイミング（timing）としては、いわゆる前処理と逆投影処理に対して、いくつかのタイミングが考えられるが、大きく分けて２つのタイミングがある。一つは、処理の前半で、スキャンデータがＸ線光子のカウント量を表現している段階で処理するケースである。もう一つは、処理の後半で、スキャンデータが時間的・空間的ノーマライズ（normalize）が済んで投影データ（projection）を表す段階で処理するケースである。なお後者のケースでは、対数変換の前と後という選択肢も考えられる。

【0046】

図３では、対数変換を含む前処理によって得られた投影データに対して処理するケースの一例を示している。基本的なコンセプトとしては、スキャンデータにおいて、Ｘ線検出レベルが所定の閾値未満となる部分、すなわち投影データのデータ値（波高）が閾値を超える高ノイズレベル部分に対しては抑制処理を行う。一方、スキャンデータにおいて、Ｘ線検出レベルが閾値以上となる部分、すなわち投影データのデータ値（波高）が閾値以下となる低ノイズレベル部分に対しては強調処理を行う。そして、より好ましくは、ノイズレベルが高いほど抑制処理の程度を強め、ノイズレベルが低いほど強調処理の程度を強める。これにより、ノイズレベルが高い部分を低くするだけでなく、ノイズレベルが低い部分についても逆に積極的に高くすることで、ノイズレベルの均一化を従来よりも進めることができ、ノイズレベルの不均一さに基づくストリーク・アーチファクトをより低減することができる。

【0047】

スキャンデータへの抑制処理は、通常、ノイズ成分だけでなく非ノイズ成分に対しても抑制効果が働き、再構成画像の鮮鋭度を低下させる。そのため、行える抑制処理の程度には限度がある。また、本来、ノイズレベルが高いと再構成画像の画質に悪影響を及ぼすため、ノイズレベルを高くする処理を行うことは考えない。そこで、一般的には従来のように、ノイズレベルが高い部分に対して抑制処理を行うことによりノイズレベルの均一化を図ることが考えられる。ただし、この場合には、ノイズレベルがもともと低い部分におけるノイズレベルまでは届かず、ノイズレベルの完全な均一化は難しくなる場合がある。

【0048】

しかしながら、ノイズレベルの程度によっては、ノイズレベルを上げることによる悪影響よりも、ノイズレベルの均一化が進むことによるファイン・ストリーク・アーチファクトの低減効果の方が大きなメリットとして得られることが多い。本提案法は、このような観点から、創作価値の高い手法であると言える。

【0049】

図４は、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の操作コンソールの機能ブロック図（block diagram）である。

【0050】

本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の操作コンソール６は、上記機能を実現させるための機能ブロックとして、スキャン制御部７１、Ｘ線検出レベル特定部７２、フィルタ係数決定部７３、フィルタ適用部７４、前処理部７５、画像再構成部７６、及び表示制御部７７を有している。

【0051】

なお、Ｘ線検出レベル特定部７２、フィルタ係数決定部７３、フィルタ適用部７４、及び前処理部７５は発明における処理手段の一例である。また、画像再構成部７６は発明における再構成手段の一例である。

【0052】

また、操作コンソール６は、演算処理装置６４が所定のプログラム（program）を実行することにより各機能ブロックとして機能する。所定のプログラムは、例えば、記憶装置６３または外部接続された記憶装置または記憶媒体９０に記憶されている。

【0053】

スキャン制御部７１は、操作者の操作に応じて、スキャンが実施されるようガントリ・テーブル制御部３０を制御する。

【0054】

Ｘ線検出レベル特定部７２は、スキャンによって得られたスキャンデータにおいて、チャネルデータごとにＸ線検出レベルを特定する。Ｘ線検出レベルは、検出素子で検出されたＸ線の強度もしくは計数されたフォトンのカウント数に応じたレベルであり、Ｘ線の強度やフォトンのカウント数が増大すると、このＸ線検出レベルも高くなる。別の言い方をすると、撮影対象でのＸ線透過長が長いほど、あるいはＸ線の減弱が大きいほど、Ｘ線検出レベルは低くなり、撮影対象でのＸ線透過長が短いほど、あるいはＸ線の減弱が小さいほど、Ｘ線検出レベルは高くなる。

【0055】

フィルタ係数決定部７３は、特定されたＸ線検出レベルに応じてフィルタの係数を決定する。

【0056】

フィルタ適用部７４は、決定された係数によるフィルタを放射線検出器データまたは投影データに適用する。

【0057】

前処理部７５は、放射線検出器データに対数変換を含む前処理を行って投影データを得る。

【0058】

画像再構成部７６は、投影データに基づいて断層像を再構成する。

【0059】

表示制御部７７は、再構成された断層像を画面に表示するよう表示装置６２を制御する。

【0060】

次に、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置における処理の流れについて説明する。

【0061】

図５は、本実施形態に係るＸ線ＣＴ装置における処理の流れを示すフロー図（flowchart）である。

【0062】

ステップＳ１では、スキャンを行う。具体的には、スキャン制御部７１がガントリ・テーブル制御部３０を制御して、撮影対象である被検体の撮影部位５ｈのスキャンを実施する。

【0063】

図６は、本実施形態における被検体の撮影部位５ｈがスキャンされる様子を模式的に示す図である。本例では、図６に示すように、クレードル４１に載置された被検体５の撮影部位５ｈを含む撮影空間Ｒ１に対してスキャンが実施される。スキャンは、Ｘ線管２１及びＸ線検出器２４を被検体５の周りに回転させながら、Ｘ線管２１のＸ線焦点から被検体５にＸ線を照射することにより行われる。またスキャンは、ビュー角度範囲を１８０度＋Ｘ線ビームのファン角（fan angle）αとする、いわゆるハーフスキャン（half scan）とする。スキャンを実施すると、複数ビュー（view）のＸ線検出器データが収集される。１ビューのＸ線検出器データＤは、Ｘ線検出素子ごとにその出力値に応じたチャネルデータＤi,jを有している。Ｘ線透過長が長くＸ線の減弱が大きいＸ線パス（path）に対応したチャネルデータは、Ｘ線検出素子の出力が小さくなるため、Ｘ線検出レベルは小さくなる。

【0064】

ステップＳ２では、Ｘ線検出器データの前処理を行う。具体的には、前処理部７５が、収集された複数ビューのＸ線検出器データＤに対して対数変換処理を含む前処理を「行い、複数ビューの投影データＩを得る。

【0065】

次式は、前処理を表す計算式の一例である。

【数1】

ここで、ｌは透過経路長、μはＸ線吸収係数、Ｄ0はＸ線空気データ値、ＤはＸ線検出器データ値である。

【0066】

ステップＳ３では、処理対象のビューを指定する。具体的には、Ｘ線検出レベル特定部７２が、処理対象にする投影データのビューを指定する。

【0067】

ステップＳ４では、処理対象のチャネルを指定する。具体的には、Ｘ線検出レベル特定部７２が、処理対象にするチャネルデータのチャネルを指定する。

【0068】

ステップＳ５では、Ｘ線検出レベルを特定する。具体的には、Ｘ線検出レベル特定部７２が、指定されたビュー及びチャネルのデータについて、そのＸ線検出レベルを特定する。ここでは、処理対象が対数変換後の投影データなので、そのデータ値（波高）を、Ｘ線検出レベルを表す指標として特定するとともに、データ値が大きいほどＸ線検出レベルは小さくなり、データ値が小さいほどＸ線検出レベルは大きくなると考える。

【0069】

ステップＳ６では、フィルタの重み係数を決定する。具体的には、フィルタ係数決定部７３が、ステップＳ５で特定したＸ線検出レベルに応じて、処理対象のデータに適用するフィルタの重み係数を決定する。

【0070】

次式にフィルタの計算式の一例を示す。

【数2】

ここで、Ii,jはチャネル番号ｉ、列番号ｊの検出素子に対応したデータ値、Ｗは重み係数のセット、ｎ１，ｎ２は任意の定数、Ｔｈ１は第１の閾値、Ｔｈ２は第２の閾値である。

【0071】

図７に投影データにおけるデータ値（波高）とフィルタの重み係数との関係の一例を示す。フィルタの重み係数は、この関係に基づいて決定される。

【0072】

本例では、投影データにおけるデータ値Ｉが第１の閾値Ｔｈ１以上であるとき、フィルタの第１の重み係数ｗ１及び第２の重み係数ｗ２はいずれも正の値を取り、第３の重み係数ｗ３も正の値を取ることになる。つまり、適用されるフィルタは平滑化フィルタとなり、このときのフィルタ処理は、ノイズ成分が抑制される抑制処理となる。また、第１の重み係数ｗ１及び第２の重み係数ｗ２は投影データのデータ値Ｉが大きいほど大きくなり、抑制処理の程度は強くなるが、データ値Ｉが第２の閾値Ｔｈ２以上になると頭打ちとなる。

【0073】

一方、投影データにおけるデータ値Ｉが第１の閾値Ｔｈ１未満であるとき、フィルタの第１の重み係数ｗ１及び第２の重み係数ｗ２はいずれも負の値を取り、第３の重み係数ｗ３は正の値を取ることになる。つまり、適用されるフィルタは鮮鋭化フィルタとなり、このときのフィルタ処理は、ノイズ成分が強調される強調処理となる。また、第１の重み係数ｗ１及び第２の重み係数ｗ２は投影データのデータ値Ｉが小さいほど小さくなり、強調処理の程度は強くなるが、データ値Ｉが０以下になると底打ちとなる。

【0074】

すなわち、このようなフィルタは、次のような機能を持つことになる。データ値Ｉが第１の閾値Ｔｈ１未満であるとき、そのデータはＸ線検出レベルが高い低ノイズレベル部分であるとみなし、そのデータに対して強調処理を行う。一方、データ値Ｉが第１の閾値Ｔｈ１以上であるとき、そのデータはＸ線検出レベルが低い高ノイズレベル部分であるとみなし、そのデータに対して抑制処理を行う。そして、データのＸ線検出レベルに応じて、強調処理または抑制処理の程度を調整する。これにより、各チャネルのデータにおけるノイズレベルは、高い精度で均一化される。

【0075】

なお、第１の閾値Ｔｈ１、第２の閾値Ｔｈ２、第１の重み係数ｗ１及び第２の重み係数ｗ２の変化範囲やデータ値に対する変化の割合（傾き）等は、経験則やシミュレーション（simulation）結果から適切に決定する。

【0076】

ステップＳ７では、フィルタを適用する。具体的には、フィルタ適用部７４が、処理対象のデータに対して、ステップＳ６で決定された係数によるフィルタを適用して、抑制処理または強調処理を行う。

【0077】

ステップＳ８では、処理対象のチャネルが最後であるかを判定する。具体的には、Ｘ線検出レベル特定部７２が、処理対象にするチャネルデータのチャネルが、処理対象のビューの投影データにおいて、最後であるかを判定する。最後であれば、次のステップに進む。最後でなければ、ステップＳ４に戻り、チャネルを更新して処理を続ける。

【0078】

ステップＳ９では、処理対象のビューが最後であるかを判定する。具体的には、Ｘ線検出レベル特定部７２が、処理対象にする投影データのビューが、複数ビューの投影データにおいて、最後であるかを判定する。最後であれば、次のステップに進む。最後でなければ、ステップＳ３に戻り、ビューを更新して処理を続ける。

【0079】

ステップＳ１０では、画像再構成を行う。具体的には、画像再構成部７６が、フィルタ処理済みの投影データに基づいて、断層像を再構成する。

【0080】

ステップＳ１１では、断層像を表示する。具体的には、表示制御部７７が、ステップＳ９で再構成された断層像を画面に表示するよう、表示装置６２を制御する。

【0081】

次いで、本提案法の適用例を示す。

【0082】

図８に本提案法の第１の適用例を示す。この図は、実際の肩関節領域の臨床画像である。図８において、（ａ）［左上］は補正なしの画像、（ｂ）［中央］は従来法すなわち高ノイズレベル部分に抑制処理を行う補正による画像、（ｃ）［右下］は本提案法による画像である。補正なしの画像では、左右の肩関節の間に強いファイン・ストリーク・アーチファクトが認められる。従来法の画像では、ノイズレベルの均一化が部分的であるため、方向性・位置依存性のあるファイン・ストリーク・アーチファクトの低減は限定的であることが分かる。また、背景の画像ノイズが低減することにより、かえってファイン・ストリーク・アーチファクトがより目立つという副作用も生じる。一方、本提案法の画像では、角度・位置によらずノイズレベルを均一化しようとするため、従来法よりもファイン・ストリーク・アーチファクトの低減効果が認められる。また、本提案法の画像では、他の画像と比較して空間分解能がよいことも分かる。

【0083】

図９に本提案法の第２の適用例を示す。この図は、実際の肝臓領域の臨床画像である。図９において、（ａ）［左上］は補正なしの画像、（ｂ）［左下］は補正なしの画像の一部拡大図、（ｃ）［右上］は本提案法による画像、（ｄ）［右下］は本提案法による画像の一部拡大図である。また、図９の（ｅ）［中央下］は本提案法の適用前後での差分を表す画像である。補正なしの画像では、肝臓内に脊椎からのファイン・ストリーク・アーチファクトが見られる。差分画像からは、方向的・位置的に特徴のあるファイン・ストリーク・アーチファクトが見て取れる。つまり、本提案法によるファイン・ストリーク・アーチファクトの低減効果により画質が大きく改善されていることが理解できる。また、本提案法の画像では、他の画像と比較して空間分解能がよい。

【0084】

図１０に本提案法の第３の適用例を示す。この図は、実際の肺野領域の臨床画像である。図１０において、（ａ）［左］は補正なしの画像、（ｂ）［中央］は従来法による画像、（ｃ）［右］は本提案法による画像である。補正なしの画像では、肺野領域の下部に脊椎方向から生じているファイン・ストリーク・アーチファクトが見られる。従来法では、基本的に抑制処理を行うので、ファイン・ストリーク・アーチファクトは減されるが、同時に空間分解能の低下もみられる。一方、本提案法では、抑制処理と強調処理とを組み合わせて行うので、全体的に透過長の短い肺野領域においては強調処理が優位となり、肺野領域の空間分解能は向上している。

【0085】

図１１に本提案法の第４の適用例を示す。この図は、人体模擬ファントムの画像である。図１１において、（ａ）［上］は補正なしの画像、（ｂ）［下］は本提案法による画像である。補正なしの画像では、全体的に横方向に強めのファイン・ストリーク・アーチファクトが見られる。本提案法による画像から、ファイン・ストリーク・アーチファクトの大きな低減効果が確認できる。また、本提案法の画像は、他の画像と比較して空間分解能がよい。

【0086】

図１２に本提案法の第５の適用例を示す。この図は、実際の心臓領域の臨床画像である。図１２において、（ａ）［左上］は補正なしの画像、（ｂ）［左下］は補正なしの画像の一部拡大図、（ｃ）［中央上］は従来法による画像、（ｄ）［中央下］は従来法による画像の一部拡大図、（ｅ）［右上］は本提案法による画像、（ｆ）［右下］は本提案法による画像の一部拡大図である。補正なしの画像では、心臓内に脊椎からのファイン・ストリーク・アーチファクトが見られる。本提案法による画像では、ファイン・ストリーク・アーチファクトが非常によく低減されているのが分かる。空間分解能もよい。

【0087】

なおここで、ｚ方向におけるノイズレベルの均一性について検討する。

【0088】

図１３は、当該検討を説明するための図である。一般的に、人体の透過長が短いところでは、Ｘ線光子の減衰量が少なく、結果として再構成画像のノイズは少なくなる傾向にある。また逆に、人体の透過長が長いところでは、Ｘ線光子の減衰量が大きく、結果として画像ノイズが多くなる傾向にある。そのため、人体のように不均一な構造物の場合、肺野領域では画像ノイズが少なめであり、腹部領域では画像ノイズが多めとなり、ｚ方向すなわち体軸方向に画像ノイズレベルの不均一を生じることとなる。

【0089】

一方、本提案法は、人体の肺野領域では透過長が短く強調処理として働くために、肺野領域のノイズレベルを上昇させ、腹部領域では透過長が長く抑制処理として働くために、腹部領域のノイズレベルを低下させる。そのため、先ほど述べたような体軸方向の画像ノイズレベルの不均一さを改善することにも本提案法は有効である。

【0090】

以上、本実施形態によれば、スキャンデータにおいて、Ｘ線検出レベルが所定の閾値未満となる高ノイズレベル部分に対しては抑制処理を行い、Ｘ線検出レベルが閾値以上となる低ノイズレベル部分に対しては強調処理を行う。これにより、ノイズレベルが高い部分を低くするだけでなく、ノイズレベルが低い部分についても逆に高くすることで、ノイズレベルの均一化を従来よりも進めることができ、ノイズレベルの不均一さに基づくファイン・ストリーク・アーチファクトをより低減することができる。また、本実施形態では、ファイン・ストリーク・アーチファクトが低減されているにもかかわらず、空間分解能の劣化はほとんどない。

【0091】

また、本実施形態では、ノイズレベルが高いほど抑制処理の程度を強め、ノイズレベルが低いほど強調処理の程度を強める。これにより、ノイズレベルの均一化をより高い精度で進めることができ、ファイン・ストリーク・アーチファクトの低減効果をさらに高めることができる。

【0092】

なお、発明は、上記実施形態に限定されず、発明の趣旨を逸脱しない範囲内において種々の変更が可能である。

【0093】

例えば、本実施形態では、第１の閾値Ｔｈ１は固定であるが、投影データもしくは再構成画像の解析結果に基づいてスキャンデータのノイズレベルがより均一になるよう自動調整するようにしてもよい。

【0094】

また例えば、本実施形態では、スキャンデータにおける低ノイズレベル部分に対して強調処理を行ってノイズレベルを上げているが、単純にノイズを加える処理を行ってノイズレベルを上げるようにしてもよい。この場合でもノイズレベルの均一化は促されるので、ファイン・ストリーク・アーチファクトの低減効果が期待できる。

【0095】

また、本実施形態は、Ｘ線ＣＴ装置であるが、発明は、Ｘ線以外の放射線、例えばガンマ線を用いる断層撮影装置にも適用可能である。

【0096】

また、コンピュータを上記Ｘ線ＣＴ装置における制御や処理を行う各手段として機能させるためのプログラムやこれを記録した記録媒体もまた、発明の実施形態の一例である。

【符号の説明】

【0097】

１ Ｘ線ＣＴ装置
２ ガントリ
２Ｂ 空洞部
４ 撮影テーブル
５ 被検体
５ｈ 撮影部位
６ 操作コンソール
２１ Ｘ線管
２２ アパーチャ
２３ コリメータ装置
２４ Ｘ線検出器
２５ データ収集部
２６ 回転部
２７ 高電圧電源
２８ アパーチャ駆動装置
２９ 回転駆動装置
３０ ガントリ・テーブル制御部
４１ クレードル
４２ クレードル駆動装置
６１ 入力装置
６２ 表示装置
６３ 記憶装置
６４ 演算処理装置
７１ スキャン制御部
７２ Ｘ線検出レベル特定部
７３ フィルタ係数決定部
７４ フィルタ適用部
７５ 前処理部
７６ 画像再構成部
７７ 表示制御部
９０ 記憶媒体

【図1】

【図2】

【図3】

【図4】

【図5】

【図6】

【図7】

【図8】

【図9】

【図10】

【図11】

【図12】

【図13】