(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
Ｘ線撮影に基づく画像に対してサイノグラム変換を行って前記Ｘ線撮影に基づく画像についての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に対して、サイノグラム変換の逆変換を行うことで、金属体の位置を特定した画像を生成する画像生成部とを備えることを特徴とする画像処理装置。
【請求項２】
前記サイノグラム生成部が二値化画像に対してサイノグラム変換を行い、
前記抽出処理済みサイノグラムが二値化データである請求項１に記載の画像処理装置。
【請求項３】
前記サイノグラム生成部が測定画像または投影画像に対してサイノグラム変換を行い、
前記抽出部が、前記二値化画像のサイノグラムに含まれていない正弦波状曲線を前記測定画像または前記投影画像のサイノグラムを用いて補完し、
前記抽出部が、前記サイノグラム生成部によって生成された前記二値化画像のサイノグラム及び前記測定画像または前記投影画像のサイノグラムを用いて、前記二値化画像の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請求項２に記載の画像処理装置。
【請求項４】
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請求項１〜３のいずれか１項に記載の画像処理装置。
【請求項５】
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請求項１〜４のいずれか１項に記載の画像処理装置。
【請求項６】
前記二値化画像の各ピクセルにおいて、全Ｘ線に対する直接放射線の割合と閾値との比較結果に基づきピクセル値が決定される請求項２または請求項３に記載の画像処理装置。
【請求項７】
Ｘ線撮影に基づく画像に対してサイノグラム変換を行って前記Ｘ線撮影に基づく画像についての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に対して、サイノグラム変換の逆変換を行うことで、金属体の位置を特定した画像を生成する画像生成ステップとを備えることを特徴とする画像処理方法。
【請求項８】
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１〜６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。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
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。
【背景技術】
【０００２】
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。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００３】
【特許文献１】特開２０１３−２４０５８４号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
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。
【０００５】
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。
【０００６】
本発明は、上記の状況に鑑み、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とともに、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。
【課題を解決するための手段】
【０００７】
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に対してサイノグラム変換を行って前記Ｘ線撮影に基づく画像についての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に対して、サイノグラム変換の逆変換を行うことで、金属体の位置を特定した画像を生成する画像生成部とを備える構成（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、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ので、計算時間を短くすることができる。
【０００８】
上記第１の構成の画像処理装置において、前記サイノグラム生成部が二値化画像に対してサイノグラム変換を行い、前記抽出処理済みサイノグラムが二値化データである構成（第２の構成）とすることが好ましい。
【０００９】
上記第２の構成の画像処理装置において、前記サイノグラム生成部が測定画像または投影画像に対してサイノグラム変換を行い、前記抽出部が、前記二値化画像のサイノグラムに含まれていない正弦波状曲線を前記測定画像または前記投影画像のサイノグラムを用いて補完し、前記抽出部が、前記サイノグラム生成部によって生成された前記二値化画像のサイノグラム及び前記測定画像または前記投影画像のサイノグラムを用いて、前記二値化画像の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３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。
【００１０】
上記第１〜第３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。
【００１１】
上記第１〜第４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。
【００１２】
上記第２または第３の構成の画像処理装置において、前記二値化画像の各ピクセルにおいて、全Ｘ線に対する直接放射線の割合と閾値との比較結果に基づきピクセル値が決定される構成（第６の構成）とすることが好ましい。この二値化処理は、二値化データの各ピクセルにおいて、単純に投影画像または測定画像の輝度値と閾値との比較結果に基づきピクセル値が決定される二値化処理よりも、二値化処理による金属抽出の精度を高くすることができる。
【００１３】
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に対してサイノグラム変換を行って前記Ｘ線撮影に基づく画像についての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に対して、サイノグラム変換の逆変換を行うことで、金属体の位置を特定した画像を生成する画像生成ステップとを備えるようにしている。
【００１４】
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。
【発明の効果】
【００１５】
本発明によると、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、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。
【図面の簡単な説明】
【００１６】
【図１】本発明の一実施形態に係るＸ線撮影装置の本体部の外観を示す図である。
【図２】局所ＣＴ撮影モードの軌道を示す図である。
【図３】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。
【図４】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。
【図５】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。
【図６】全歯ＣＴ撮影モードの軌道を示す図である。
【図７】全顎ＣＴ撮影モードの軌道を示す図である。
【図８】画像処理装置の構成を示す図である。
【図９】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。
【図１０Ａ】「測定画像データを二値化したデータ」のサイノグラムを示す図である。
【図１０Ｂ】「測定画像データを二値化したデータ」のサイノグラムを示す図である。
【図１０Ｃ】「測定画像データを二値化したデータ」のサイノグラムを示す図である。
【図１１】正弦波状曲線の修正処理を示すフローチャートである。
【図１２】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。
【図１３Ａ】「測定画像データを二値化したデータ」のサイノグラムに対して、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。
【図１３Ｂ】図１３Ａに示す二値化サイノグラムに対して、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。
【図１３Ｃ】図１３Ｂに示す二値化サイノグラムに対して、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。
【図１３Ｄ】図１３Ｃに示す二値化サイノグラムに対して、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。
【図１４】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。
【図１５Ａ】「測定画像データを二値化したデータ」のサイノグラムに対して、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。
【図１５Ｂ】図１５Ａに示す二値化サイノグラムに対して、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。
【図１５Ｃ】図１５Ｂに示す二値化サイノグラムに対して、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。
【図１５Ｄ】図１５Ｃに示す二値化サイノグラムに対して、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。
【図１６】第１段階の金属抽出処理前の「測定画像データを二値化したデータ」のサイノグラムを示す図である。
【図１７Ａ】第１段階の金属抽出処理後の二値化サイノグラムを示す図である。
【図１７Ｂ】第１段階の金属抽出処理後の二値化サイノグラムを示す図である。
【図１８】第２段階の金属抽出処理後の二値化サイノグラムを示す図である。
【図１９】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。
【図２０】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。
【図２１】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。
【図２２】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。
【図２３】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。
【図２４】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。
【発明を実施するための形態】
【００１７】
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。
【００１８】
まず始めに、本発明の一実施形態に係る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。
【００１９】
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。
【００２０】
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。
【００２１】
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。
【００２２】
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。
【００２３】
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。
【００２４】
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。
【００２５】
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。
【００２６】
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。
【００２７】
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。
【００２８】
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。
【００２９】
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。
【００３０】
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。
【００３１】
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。
【００３２】
本発明の一実施形態に係る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。
【００３３】
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、Ｘ線撮影領域に含まれる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、散乱放射線補正処理を行うための散乱放射線補正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。
【００３４】
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。
【００３５】
＜＜金属体の位置特定処理＞＞
背景技術において既に述べたように、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。さらに、発明の概要において既に述べたように、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、計算時間が短いことも要求されている。そこで、画像処理装置１０は上記の要求を満たすことができる金属体位置特定処理プログラムを実行する。上記の要求を満たすことができる金属体位置特定処理の一例を図９のフローチャートに従い説明する。
【００３６】
ステップＳ１０の処理の前提として、画像処理装置１０は、測定画像の輝度値に閾値を設け、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。
【００３７】
その後、画像処理装置１０は、Ｘ線撮影で得られる測定画像データに対して、金属であると判定されたピクセルには「０」値を付与し、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、「測定画像データを二値化したデータ」を得る（ステップＳ１０）。
【００３８】
ステップＳ１０の二値化処理によって金属部分をある程度抽出できているが、完全ではなく、ＡｕＡｇＰｄ合金やチタン或いはチタン合金の部分であっても測定画像データの輝度値が高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。
【００３９】
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。
【００４０】
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測定画像データの輝度値が常に相対的に低いのに対し、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、周辺部分よりも測定画像データの輝度値が常に相対的に低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。
【００４１】
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。
【００４２】
ステップＳ２０において、画像処理装置１０は、測定画像データ及び「測定画像データを二値化したデータ」それぞれに対してサイノグラム変換処理を行う。
【００４３】
「測定画像データを二値化したデータ」のサイノグラムを図１０Ａ〜図１０Ｃに示す。図１０Ａは後述する横軸中心位置Ａ０および縦軸Ａ１〜Ａ４を「測定画像データを二値化したデータ」のサイノグラムに図示したものであり、図１０Ｂ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１０Ｃ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。
【００４４】
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、「測定画像データを二値化したデータ」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１０Ｂおよび図１０Ｃ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。
【００４５】
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。
【００４６】
前者による正弦波状曲線の抽出抜け、すなわち計算上のエラーに起因する正弦波状曲線の抽出抜けは、ステップＳ３０で用いた「測定画像データを二値化したデータ」のサイノグラムが二値化されたデジタル情報であるため輝度値の変化量に関する情報を含んでいないことが一因となっている。そこで、ステップＳ４０では、輝度値の変化量に関する情報を含んでいる測定画像データのサイノグラムを用いている。
【００４７】
以下、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１１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。
【００４８】
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）。
【００４９】
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。
【００５０】
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）。
【００５１】
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。
【００５２】
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。
【００５３】
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。
【００５４】
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）。
【００５５】
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。
【００５６】
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。
【００５７】
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。
【００５８】
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９のステップＳ５０）。ステップＳ５０の処理（第１段階の金属抽出処理）では、測定画像データのサイノグラム及び「測定画像データを二値化したデータ」のサイノグラムの両方が用いられる。
【００５９】
サイノグラム上に図１２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。
【００６０】
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、測定画像データのサイノグラムにおいて、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。特定した正弦波状曲線ＳＣ１を「測定画像データを二値化したデータ」のサイノグラムに反映し、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１３Ａに示すようになる。なお、図１３Ａ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。
【００６１】
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、測定画像データのサイノグラムにおいて、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。特定した正弦波状曲線ＳＣ２を図１３Ａに示す二値化サイノグラムに反映し、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１３Ｂに示すようになる。なお、図１３Ｂ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。
【００６２】
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、測定画像データのサイノグラムにおいて、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。特定した正弦波状曲線ＳＣ２を図１３Ｂに示す二値化サイノグラムに反映し、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１３Ｃに示すようになる。なお、図１３Ｃ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。
【００６３】
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、測定画像データのサイノグラムにおいて、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。特定した正弦波状曲線ＳＣ１を図１３Ｃに示す二値化サイノグラムに反映し、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１３Ｄに示すようになる。なお、図１３Ｄ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１３Ａから図１３Ｄに至る処理では、まず測定画像データのサイノグラムにおいて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二値化サイノグラムにおいて横軸中心位置より右側の領域を処理し、その後測定画像データのサイノグラムにおいて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二値化サイノグラムにおいて横軸中心位置より左側の領域を処理したが、これとは逆にまず測定画像データのサイノグラムにおいて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二値化サイノグラムにおいて横軸中心位置より左側の領域を処理し、その後測定画像データのサイノグラムにおいて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二値化サイノグラムにおいて横軸中心位置より右側の領域を処理してもよい。
【００６４】
そして、サイノグラム上に図１４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。
【００６５】
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、測定画像データのサイノグラムにおいて、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。特定した正弦波状曲線ＳＣ１を「測定画像データを二値化したデータ」のサイノグラムに反映し、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１５Ａに示すようになる。なお、図１５Ａ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。
【００６６】
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、測定画像データのサイノグラムにおいて、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。特定した正弦波状曲線ＳＣ２を図１５Ａに示す二値化サイノグラムに反映し、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１５Ｂに示すようになる。なお、図１５Ｂ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。
【００６７】
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、測定画像データのサイノグラムにおいて、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。特定した正弦波状曲線ＳＣ２を図１５Ｂに示す二値化サイノグラムに反映し、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１５Ｃに示すようになる。なお、図１５Ｃ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。
【００６８】
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、測定画像データのサイノグラムにおいて、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。特定した正弦波状曲線ＳＣ１を図１５Ｃに示す二値化サイノグラムに反映し、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１５Ｄに示すようになる。なお、図１５Ｄ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１５Ａから図１５Ｄに至る処理では、まず測定画像データのサイノグラムにおいて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二値化サイノグラムにおいて横軸中心位置より左側の領域を処理し、その後測定画像データのサイノグラムにおいて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二値化サイノグラムにおいて横軸中心位置より右側の領域を処理したが、これとは逆にまず測定画像データのサイノグラムにおいて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二値化サイノグラムにおいて横軸中心位置より右側の領域を処理し、その後測定画像データのサイノグラムにおいて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二値化サイノグラムにおいて横軸中心位置より左側の領域を処理してもよい。
【００６９】
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、測定画像データのサイノグラムと、ステップＳ４０の処理が終了した時点で得られている図１６に示す「測定画像データを二値化したデータ」のサイノグラムとを画像処理装置１０が取り出して、その取り出した測定画像データのサイノグラム及び「測定画像データを二値化したデータ」のサイノグラムを用いて上述したステップＳ５０の処理を実行することで、図１７Ａに示す二値化サイノグラムを得ることができる。図１７Ａに示す二値化サイノグラムでは、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。
【００７０】
しかしながら、図１７Ａに示す二値化サイノグラムでは、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１３Ａから図１３Ｂ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。
【００７１】
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、第１段階の金属抽出処理が完了した二値化サイノグラム（図１７Ａに示す二値化サイノグラム）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。
【００７２】
図１７Ａに示す二値化サイノグラムと同一の二値化サイノグラムである図１７Ｂ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、測定画像データのサイノグラムを処理対象として、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１７Ａに示す二値化サイノグラムに反映させる。
【００７３】
図１７Ａに示す二値化サイノグラムと同一の二値化サイノグラムである図１７Ｂ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、対応する測定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、対応する測定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１７Ａに示す二値化サイノグラムに反映させる。
【００７４】
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、第２段階の金属抽出処理が完了した二値化サイノグラム（図１８に示す二値化サイノグラム）に対して、サイノグラム変換の逆変換を行うことで、「金属体の位置を特定した画像データ」を生成する。なお、第２段階の金属抽出処理が完了した二値化サイノグラム（図１８に示す二値化サイノグラム）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。ステップＳ７０において生成される「金属体の位置を特定した画像データ」では、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。
【００７５】
金属体位置特定処理によって得られる「金属体の位置を特定した画像データ」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、特許文献１とは異なり金属体がＦＯＶ内に位置していることを前提としていないため、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。さらに、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。
【００７６】
金属体位置特定処理によって得られる「金属体の位置を特定した画像データ」の利用方法としては、例えば当該「金属体の位置を特定した画像データ」に基づいて測定画像や投影画像を加工することが考えられる。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。
【００７７】
以上説明した金属体の位置特定処理で利用したサイノグラムとは、同時計数で測定された測定画像データ、当該測定画像データを二値化したデータその他の画像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、測定画像データ、当該測定画像データを二値化したデータその他の画像データ上のＣＴ撮影におけるアームの回転軸に垂直な軸方向を横軸に、投影角度を縦軸に配列したものをいう。
【００７８】
なお、本実施形態では、測定画像データの二値化処理から始め、測定画像データのサイノグラムと「測定画像データを二値化したデータ」のサイノグラムを用いて金属体位置特定処理を進めたが、本発明は本実施形態に限定されない。例えば、投影画像データの二値化処理から始め、投影画像データのサイノグラムと「投影画像データを二値化したデータ」のサイノグラムを用いて金属体位置特定処理を進めても本実施形態と同様の金属体位置特定結果を得ることができる。この場合には、測定画像データに対して対数変換処理を施すステップをステップＳ１０の前に設け、その後ステップＳ１０〜Ｓ７０の処理（ただし、測定画像データの代わりに投影画像データとなる）を実行することになる。また例えばステップＳ１０〜Ｓ７０の途中で測定画像データ関連のものを投影画像データ関連のものに変換しても本実施形態と同様の金属体位置特定結果を得ることができる。この場合には、ステップＳ１０からステップＳ７０に至る迄のどこかで、「測定画像データを二値化したデータ」、測定画像データのサイノグラム、「測定画像データを二値化したデータ」のサイノグラム、或いは「測定画像データを二値化したデータ」のサイノグラムを補正して得られる二値化サイノグラムに対して対数変換処理を施すことになる。
【００７９】
また、ステップＳ３０で用いた「測定画像データを二値化したデータ」のサイノグラムは二値化されたデジタル情報であるため輝度値の変化量に関する情報を含んでいない。このため、ステップＳ３０において、「測定画像データを二値化したデータ」のサイノグラムだけでは、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がある。このような場合には、ステップＳ３０とステップＳ４０の間に、次のような追加ステップを実行するとよい。当該追加ステップでは、輝度値の変化量に関する情報を含んでいる測定画像データのサイノグラムについてもステップＳ３０で実行した判定と同様の判定（ただし、ステップＳ３０で用いた金属始点部分となる「０」値を有するピクセルの代わりに、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）に高くなったピクセルを金属始点部分となるピクセルとして用いる。さらに、ステップＳ３０で用いた金属終点部分となる「０」値を有するピクセルの代わりに、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に低くなる直前のピクセルを金属終点部分となるピクセルとして用いる。）を行い、測定画像データのサイノグラムについての判定結果とステップＳ３０で得られた「測定画像データを二値化したデータ」のサイノグラムについての判定結果とを総合的に評価して、最終的な判定を行い、当該最終的な判定によって正弦波状曲線の最終的な抽出を行う。
【００８０】
＜＜二値化処理による金属抽出の高精度化＞＞
上述した実施形態では、ステップＳ１０の二値化処理において、単純に測定画像の輝度値に閾値を設け、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した。しかしながら、Ｘ線撮影で得られる画像は、被写体を透過した直接放射線に起因する直接放射線成分と、直接放射線成分以外の成分とを含む。直接放射線成分以外の成分としては、散乱放射線に起因する散乱放射線成分と、Ｘ線検出素子の光拡散およびＸ線撮影装置の系から発生する電気的ノイズ等に起因する成分とが存在するが、散乱放射線成分の方が支配的である。散乱放射線としては、被写体からの散乱放射線やフラットパネルディテクターの前面に設置されるカーボンからの散乱放射線などがある。すなわち、Ｘ線撮影で得られる測定画像データ（全Ｘ線データ）は、直接放射線成分と散乱放射線成分との和で表すことができる。そして、全Ｘ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Ｘ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。
【００８１】
したがって、全Ｘ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とが望ましい。これにより、上述した実施形態で実施した二値化処理よりも、二値化処理による金属抽出の精度を高くすることができる。そして、この場合には、図９のフローチャートの開始より前に散乱放射線補正処理を行い、図９のフローチャートにおいて、測定画像データ（全Ｘ線データ）の代わりに直接放射線データを用いるようにすればよい。
【００８２】
散乱放射線補正処理プログラムを実行すると、画像処理装置１０は散乱放射線補正装置として機能する。散乱放射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。
【００８３】
＜＜散乱放射線補正処理の前提となる理論＞＞
散乱放射線補正処理の内容を説明する前に、散乱放射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放射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。
【００８４】
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１９に示す。図１９（ａ）は上面図であり、図１９（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。ただし、被写体１１は実物ではなく、シミュレーション上で仮想的に配置されるものである。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。
【００８５】
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。
【００８６】
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２０（ａ）に示す側面図および図２０（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２０（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。
【００８７】
モンテカルロシミュレーションの計算においては、図２０（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放射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放射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。
【００８８】
まず、図２０に示す水ファントムの組み合わせであって、図２０（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２１において実線で示す。図２１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（直接放射線と散乱放射線）による輝度値の比であり、図２１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放射線量の比である。
【００８９】
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２１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線量に対する散乱放射線量の比が小さくなることが分かる。図２１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２１において破線で示されている近似曲線が得られる。
【００９０】
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２２及び図２３に示すグラフで比較する。
【００９１】
図２２に示すグラフの横軸は図２０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２２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２２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２２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２２中の曲線Ｃ３は下記（３）の場合に得られる計算結果である。
【００９２】
また、図２３に示すグラフの横軸は図２０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２３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放射線量の比である。図２３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２３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２３中の曲線Ｃ１３は下記（３）の場合に得られる計算結果である。
【００９３】
（１）図２０に示す水ファントムの組み合わせであって、図２０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２０に示す水ファントムの組み合わせであって、図２０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２０に示す水ファントムの組み合わせであって、図２０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
【００９４】
図２２及び図２３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放射線量が異なることが分かる。
【００９５】
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２２参照）。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放射線量の比を図２３から求めると、それぞれ０．４９１、０．９８７となり、散乱放射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、散乱放射線量（測定画像のピクセルの散乱放射線成分）は異なってくる。
【００９６】
図２０に示す水ファントムの組み合わせであって、図２０（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２２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。
【００９７】
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放射線量の比との関係を求めることで図２４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２２及び図２３中の白抜き丸、白抜き三角から図２４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２４中の曲線Ｃ２３を得ることができる。
【００９８】
そして、理想値比を変更することで、図２４に示すそれぞれのグラフを得る。図２４中の曲線Ｃ２１は理想値比が１のグラフであり、図２４中の曲線Ｃ２２は理想値比が０．３のグラフであり、図２４中の曲線Ｃ２３は理想値比が０．１のグラフであり、図２４中の曲線Ｃ２４は理想値比が０．０３のグラフである。
【００９９】
ここで、図２４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放射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２０（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２０（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放射線を検出するＸ線検出器９Ａのピクセルで検出される散乱放射線量に影響を与えるからである。
【０１００】
以上により、測定画像のピクセルの輝度値を元に散乱放射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放射線成分を算出する。
【０１０１】
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放射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放射線成分が減少する。
【０１０２】
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放射線は少ない。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放射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、上述した散乱放射線成分の減少を加味して散乱放射線成分を求めることが望ましい。
【０１０３】
＜＜散乱放射線補正処理の内容＞＞
散乱放射線補正処理は、理想値比算出処理、散乱放射線成分算出処理、補正処理に分けられ、理想値比算出処理、散乱放射線成分算出処理、補正処理の順で実行される。
【０１０４】
＜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。
【０１０５】
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２０に示す水ファントムの組み合わせであって、図２０（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２０に示す水ファントムの組み合わせであって、図２０（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。
【０１０６】
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２２中の曲線Ｃ１とは必ずしも一致しない。
【０１０７】
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２２中の曲線Ｃ１とが一致するように、図２２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２２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。
【０１０８】
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。
【０１０９】
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。
【０１１０】
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２２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。
【０１１１】
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。
【０１１２】
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。
【０１１３】
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。
【０１１４】
＜散乱放射線成分算出処理＞
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２４に示す曲線のデータを用いて測定画像の散乱放射線成分を算出する。図２４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。
【０１１５】
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放射線成分を減少させる修正処理を行うようにしてもよい。
【０１１６】
＜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、上述した散乱放射線成分算出処理で算出した散乱放射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放射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放射線成分を差し引いた画像データ（直接放射線データ）も導出することができる。
【０１１７】
測定画像の輝度値には被写体やフラットパネルディテクターからの散乱放射線も反映されるので、Ａｕの含有量の多いＡｕＡｇＰｄ合金のようにＸ線をほぼ通さない金属が被写体であっても、必ず測定画像に輝度値が現れることになる。金属アーチファクト除去操作の過程において、散乱放射線成分が含まれたままであると金属部分を十分に抽出することができないことがあるため、金属アーチファクトを十分に除去することができないことがある。しかし、散乱放射線成分を取り除くことによりこれら金属部分の透過Ｘ線を正確に算出することができれば、金属アーチファクトをより十分に除去できることが期待できる。
【０１１８】
また、歯科用のＣＴ撮影では一般に正確なＣＴ値を算出することができない。これは、被写体やフラットパネルディテクターからの散乱放射線が主な原因であると考えられる。しかし、測定画像から散乱放射線成分を取り除くことができれば、データとして得られるのは被写体のＸ線減弱によって得られる透過Ｘ線による輝度値のみとなる。したがって、より正確なＣＴ値を算出できることが期待できる。
【０１１９】
＜変形例＞
以上、散乱放射線補正処理について説明したが、散乱放射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。
【０１２０】
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放射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、散乱放射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２４に示す曲線のデータを用いて測定画像の散乱放射線成分を算出するようにしてもよい。
【０１２１】
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、散乱放射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２０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。
【０１２２】
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。
【符号の説明】
【０１２３】
１  本発明の一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
【図１】
0006299045.tif 000002
【図２】
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【図３】
0006299045.tif 000004
【図４】
0006299045.tif 000005
【図５】
0006299045.tif 000006
【図６】
0006299045.tif 000007
【図７】
0006299045.tif 000008
【図８】
0006299045.tif 000009
【図９】
0006299045.tif 000010
【図１０Ａ】
0006299045.tif 000011
【図１０Ｂ】
0006299045.tif 000012
【図１０Ｃ】
0006299045.tif 000013
【図１１】
0006299045.tif 000014
【図１２】
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【図１３Ａ】
0006299045.tif 000016
【図１３Ｂ】
0006299045.tif 000017
【図１３Ｃ】
0006299045.tif 000018
【図１３Ｄ】
0006299045.tif 000019
【図１４】
0006299045.tif 000020
【図１５Ａ】
0006299045.tif 000021
【図１５Ｂ】
0006299045.tif 000022
【図１５Ｃ】
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【図１５Ｄ】
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【図１６】
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【図１７Ａ】
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【図１７Ｂ】
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【図１８】
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【図１９】
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【図２０】
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【図２１】
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【図２２】
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【図２３】
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【図２４】
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