JP2002336240A - Tomographic device - Google Patents
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Landscapes
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- Image Processing (AREA)
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Abstract
Description
【発明の詳細な説明】DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
【０００１】[0001]
【発明の属する技術分野】この発明は、医療分野、工業
分野などに用いられる、被検体の断層撮影を行なう断層
撮影装置に係り、特に、断層画像の偽像を低減する技術
に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a tomographic apparatus for performing tomography of a subject, which is used in the medical field, the industrial field, and the like, and particularly to a technique for reducing a false image of a tomographic image.
【０００２】[0002]
【従来技術】従来の断層撮影装置としては、例えば、近
年進歩の著しいＸ線ＣＴ（Ｘ線コンピュータ・トモグラ
フィ）タイプのＸ線断層撮影装置（以下、適宜にＸ線Ｃ
Ｔ装置と呼ぶ。）がある。このＸ線ＣＴ装置は、被検体
を挟んで、コーンビーム形状のＸ線を被検体に照射する
Ｘ線管と、被検体を透過したＸ線を面検出するイメージ
インテンシファイア（以下、「Ｉ．Ｉ管」と言う）とが
対向配置され、被検体の関心領域のほぼ中心に設定され
る走査中心軸が直交する単一平面内でその走査中心軸周
りに、Ｘ線管とＩ．Ｉ管とを同期させて一回転（少なく
とも半回転）走査させながら撮影することで、被検体の
体軸周り１回転分（少なくとも半回転分）の透過像を取
得する。2. Description of the Related Art As a conventional tomography apparatus, for example, an X-ray CT (X-ray computer tomography) type X-ray tomography apparatus (hereinafter referred to as X-ray C
Called T device. ). The X-ray CT apparatus includes an X-ray tube that irradiates the subject with cone-beam-shaped X-rays across the subject, and an image intensifier (hereinafter, referred to as “I”) that detects the X-rays transmitted through the subject. .I tube "), and the X-ray tube and the I.I. tube are arranged around the scanning center axis in a single plane orthogonal to the scanning center axis set substantially at the center of the region of interest of the subject. By taking an image while scanning one rotation (at least half a rotation) in synchronization with the I tube, a transmission image for one rotation (at least a half rotation) around the body axis of the subject is acquired.
【０００３】そして、このＸ線ＣＴ装置では、取得した
複数枚の透過像に対してフェルドカンプ（feldkamp）法
を用いた画像再構成を行なうことで、被検体の関心領域
についての３次元ボリュームデータを生成しており、こ
の３次元ボリュームデータから任意の断層面の断層画像
が選択されると、その選択された断層画像（被検体の体
軸方向から見た断層画像）がモニタなどに表示されるよ
うになっている。In this X-ray CT apparatus, three-dimensional volume data about a region of interest of a subject is obtained by performing image reconstruction using a Feldkamp method on a plurality of acquired transmission images. When a tomographic image of an arbitrary tomographic plane is selected from the three-dimensional volume data, the selected tomographic image (tomographic image viewed from the body axis direction of the subject) is displayed on a monitor or the like. It has become so.
【０００４】このように、１回の撮影で被検体の関心領
域についての３次元ボリュームデータが得られるので、
撮影後に任意の断層面の断層画像を選択するだけで、所
望の断層面の断層画像を迅速に表示できるなどの利点を
有している。[0004] As described above, three-dimensional volume data of a region of interest of a subject can be obtained by one imaging operation.
There is an advantage that a tomographic image of a desired tomographic plane can be quickly displayed only by selecting a tomographic image of an arbitrary tomographic plane after imaging.
【０００５】[0005]
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、このよ
うな構成を有する従来例の場合には、次のような問題が
ある。すなわち、フェルドカンプ（feldkamp）法を用い
た画像再構成では、被検体の関心領域のほぼ中心に位置
するとともに走査中心軸に直交する中心面から、その走
査中心軸方向に離れるほどその位置における再構成画像
に偽像が大きく現れるという問題がある。これは、以下
に説明するように、ボリュームスキャン方式に起因する
ためであると言える。However, the prior art having such a configuration has the following problems. That is, in the image reconstruction using the Feldkamp method, the distance from the center plane located substantially at the center of the region of interest of the subject and perpendicular to the scanning center axis in the direction of the scanning center axis, the more the image is reconstructed at that position. There is a problem that a false image largely appears in a constituent image. This can be said to be due to the volume scan method as described below.
【０００６】上述したように、Ｘ線管からはコーンビー
ム形状のＸ線が被検体に照射され、Ｉ．Ｉ管は被検体を
透過したＸ線を面検出して、走査各位置で検出された透
過像に対してフェルドカンプ（feldkamp）法を用いた画
像再構成を行なっている。例えば、Ｘ線管から照射され
るコーンビームＸ線の中心と、Ｉ．Ｉ管の検出面におけ
る走査中心軸方向のほぼ中心に位置する画素とを結ぶ対
向パスは、走査各位置に関わらず、同一スライス平面に
属している、すなわち、対向パスが一致しているので、
画像再構成された３次元ボリュームのほぼ中心面付近の
断層画像には、対向パスが不一致であることに起因する
偽像は存在しない。しかし、Ｘ線管から照射されるコー
ンビームＸ線の中心と、Ｉ．Ｉ管の検出面の走査中心軸
方向の中心から離れた画素とを結ぶ対向パス方向、すな
わち、Ｘ線管から照射されるコーンビームＸ線の開き角
度方向（傾斜方向）は、同一スライス平面に属さず、走
査各位置ごとに異なり不一致となっているので、画像再
構成された３次元ボリュームの中心面から離れた断層画
像ほど、対向パスが不一致であることに起因する偽像が
大きく現れることになるのである。As described above, the subject is irradiated with X-rays in the form of cone beams from the X-ray tube. The I-tube performs surface detection of X-rays transmitted through the subject, and performs image reconstruction using a Feldkamp method on a transmitted image detected at each scanning position. For example, the center of a cone beam X-ray emitted from an X-ray tube, and The opposing path connecting the pixel located substantially at the center in the scanning center axis direction on the detection surface of the I tube belongs to the same slice plane regardless of each scanning position, that is, since the opposing paths match,
In the tomographic image near the center plane of the image-reconstructed three-dimensional volume, there is no false image caused by the mismatch of the opposing paths. However, the center of the cone beam X-ray radiated from the X-ray tube and I.I. The direction of the opposing path connecting the pixel on the detection surface of the I-tube with respect to the center in the scanning center axis direction, that is, the opening angle direction (inclination direction) of the cone beam X-ray emitted from the X-ray tube is in the same slice plane. It does not belong to each other and differs from scan position to scan position. Therefore, the tomographic image farther from the center plane of the reconstructed three-dimensional volume has a larger false image due to the mismatch of the opposing paths. It becomes.
【０００７】この発明は、このような事情に鑑みてなさ
れたものであって、ボリュームスキャン方式に起因する
偽像などを低減する断層撮影装置を提供することを目的
とする。The present invention has been made in view of such circumstances, and has as its object to provide a tomographic apparatus that reduces false images and the like caused by a volume scan method.
【０００８】[0008]
【課題を解決するための手段】この発明は、このような
目的を達成するために、次のような構成をとる。すなわ
ち、請求項１に記載の断層撮影装置は、被検体に対して
透過性を有する電磁波を末広がりビーム形状にして被検
体に照射する照射源と、被検体を挟んで前記照射源に対
向配置され、被検体を透過した電磁波を検出する面検出
器とを、被検体の関心領域のほぼ中心に設定される走査
中心軸周りに同期させて同一平面内で回転走査する走査
手段と、走査各位置で検出された投影データに対して所
定の画像処理を施す画像処理部と、前記画像処理部で画
像処理された投影データを、撮影された被検体の関心領
域に仮想的に設定される３次元格子群の所定の格子点に
逆投影して、関心領域の３次元ボリュームデータを生成
する画像再構成を行なう逆投影処理部とを備え、この３
次元ボリュームデータから任意の断層面の画像を取得す
る断層撮影装置において、前記画像処理部は、前記面検
出器における、走査中心軸方向に対応する方向に直交す
る画素行ごとの投影データに対して、その画素行が投影
される走査中心軸上の場所に応じたローパスフィルタリ
ングを行なうことを特徴とするものである。The present invention has the following configuration to achieve the above object. That is, the tomographic imaging apparatus according to claim 1 is arranged to face an irradiation source that irradiates an object with an electromagnetic wave having transparency to the object in a divergent beam shape, and the irradiation source with the object interposed therebetween. Scanning means for rotating and scanning within the same plane by synchronizing a surface detector for detecting electromagnetic waves transmitted through the subject with a scanning center axis set substantially at the center of the region of interest of the subject, and scanning positions An image processing unit for performing a predetermined image processing on the projection data detected in the step (a), and a three-dimensional image which is virtually set in the region of interest of the photographed subject by applying the projection data image-processed by the image processing unit. A back-projection processing unit for back-projecting onto a predetermined grid point of the grid group and performing image reconstruction for generating three-dimensional volume data of the region of interest;
In the tomography apparatus that acquires an image of an arbitrary tomographic plane from the dimensional volume data, the image processing unit performs, on the plane detector, projection data for each pixel row orthogonal to a direction corresponding to a scanning center axis direction. , Which performs low-pass filtering according to the location on the scanning center axis where the pixel row is projected.
【０００９】また、請求項２に記載の断層撮影装置は、
請求項１に記載の断層撮影装置において、前記画像処理
部は、前記照射源のビーム中心を走査中心軸に直交する
ように照射した照射基準線から離れた前記面検出器の画
素行の投影データほど、通過周波数が低くなるローパス
フィルタリングをかけることを特徴とするものである。Further, the tomographic apparatus according to claim 2 is
2. The tomographic imaging apparatus according to claim 1, wherein the image processing unit is configured to project data of a pixel row of the surface detector that is separated from an irradiation reference line that irradiates a beam center of the irradiation source so as to be orthogonal to a scanning center axis. The lower the pass frequency, the lower the pass frequency is.
【００１０】また、請求項３に記載の断層撮影装置は、
請求項１に記載の断層撮影装置において、前記画像処理
部は、前記照射源のビーム中心を走査中心軸に直交する
ように照射した照射基準線と、前記面検出器の画素行と
前記照射源とを結ぶ投影線とからなる開き角度をαと
し、その画素行の投影データに対して、ｓｉｎ（α）に
比例するぼかしとしてのローパスフィルタリングを行な
うことを特徴とするものである。[0010] The tomographic apparatus according to the third aspect is characterized in that:
2. The tomography apparatus according to claim 1, wherein the image processing unit is configured to irradiate a beam center of the irradiation source so as to be orthogonal to a scanning center axis, a pixel row of the surface detector, and the irradiation source. .Alpha. Is defined as an open angle formed by a projection line connecting the pixel data and the low-pass filtering as a blur proportional to sin (.alpha.) On the projection data of the pixel row.
【００１１】また、請求項４に記載の断層撮影装置は、
請求項１に記載の断層撮影装置において、前記面検出器
はフラットパネル型検出器とし、前記フラットパネル型
検出器のゲート線の配列方向を走査中心軸方向に対応す
るように配置し、前記画像処理部は、走査中心軸方向に
対応する所定数画素行における各ゲートを同時にオンす
ることでローパスフィルタリングを行なうことを特徴と
するものである。The tomographic apparatus according to claim 4 is
2. The tomographic imaging apparatus according to claim 1, wherein the plane detector is a flat panel detector, and an arrangement direction of gate lines of the flat panel detector is arranged so as to correspond to a scanning center axis direction, and the image is displayed. The processing unit performs low-pass filtering by simultaneously turning on each gate in a predetermined number of pixel rows corresponding to the scanning center axis direction.
【００１２】また、請求項５に記載の断層撮影装置は、
請求項１または請求項４に記載の断層撮影装置におい
て、前記走査手段は、前記同一平面内回転走査に替え
て、前記照射源と前記面検出器のいずれか一方を前記走
査中心軸に直交する第１方向に直線移動させるのと同期
して、他方を前記第１方向とは反対方向である第２方向
に平行直線移動させる直線走査を行なうことを特徴とす
るものである。Further, the tomographic apparatus according to claim 5 is
5. The tomography apparatus according to claim 1, wherein the scanning unit intersects one of the irradiation source and the surface detector at right angles to the scanning center axis instead of the in-plane rotation scanning. 6. Synchronously with the linear movement in the first direction, linear scanning is performed in which the other is moved in a straight line parallel to a second direction opposite to the first direction.
【００１３】また、請求項６に記載の断層撮影装置は、
請求項１または請求項４に記載の断層撮影装置におい
て、前記走査手段は、前記同一平面内回転走査に替え
て、被検体の周りの円周軌道上に被検体を挟んで２つの
円弧軌道を対向させるとともに、両円弧の中心点同士を
結ぶ直線が前記走査中心軸となるように設定し、両円弧
軌道のいずれか一方の円弧軌道上に前記照射源を移動さ
せるのと同期して、他方の円弧軌道上に前記面検出器を
前記照射源との間隔が一定になるように移動させる円弧
走査を行なうことを特徴とするものである。The tomographic apparatus according to claim 6 is
5. The tomographic imaging apparatus according to claim 1, wherein the scanning unit replaces the in-plane rotation scanning with two circular trajectories sandwiching the subject on a circumferential trajectory around the subject. 6. While being opposed, a straight line connecting the center points of the two arcs is set to be the scanning center axis, and the other side is synchronized with moving the irradiation source on one of the two arc trajectories, and Arc scanning for moving the surface detector on the circular orbit so that the distance between the surface detector and the irradiation source is constant.
【００１４】また、請求項７に記載の断層撮影装置は、
請求項１または請求項４に記載の断層撮影装置におい
て、前記走査手段は、前記同一平面内回転走査に替え
て、被検体を挟んで対向して平行配置される、前記走査
中心軸に直交する両平行面のいずれか一方の平行面内で
前記照射源を回転移動させるのと同期して、他方の平行
面内で前記照射源の回転方向とは反対方向に前記面検出
器を回転移動させる円形走査を行なうことを特徴とする
ものである。The tomographic apparatus according to claim 7 is
5. The tomographic imaging apparatus according to claim 1, wherein the scanning unit is orthogonal to the scanning center axis, and is arranged in parallel to face each other across a subject, instead of the in-plane rotation scanning. 6. In synchronization with the rotational movement of the irradiation source in one of the two parallel surfaces, the surface detector is rotationally moved in the other parallel surface in a direction opposite to the rotation direction of the irradiation source. It is characterized by performing circular scanning.
【００１５】また、請求項８に記載の断層撮影装置は、
請求項５または請求項６に記載の断層撮影装置におい
て、前記画像処理部は、前記照射源に近い走査中心軸上
の場所ほど通過周波数が低くなるローパスフィルタリン
グとしていることを特徴とするものである。Further, the tomographic apparatus according to claim 8 is
7. The tomographic imaging apparatus according to claim 5, wherein the image processing unit performs low-pass filtering in which a pass frequency is lower at a position on a scanning center axis closer to the irradiation source. .
【００１６】また、請求項９に記載の断層撮影装置は、
請求項７に記載の断層撮影装置において、前記画像処理
部は、前記平行面と前記面検出器の各画素行とのなす角
をαとし、前記面検出器の各画素行の投影データに対し
て、αが小さいほど通過周波数が低くなるローパスフィ
ルタリングをかけることを特徴とするものである。The tomographic apparatus according to claim 9 is
8. The tomography apparatus according to claim 7, wherein the image processing unit sets an angle between the parallel plane and each pixel row of the plane detector to α, and calculates projection data of each pixel row of the plane detector. In addition, low-pass filtering is performed such that the lower the α, the lower the pass frequency.
【００１７】また、請求項１０に記載の断層撮影装置
は、請求項５に記載の断層撮影装置において、前記画像
処理部は、前記走査中心軸と前記照射源のビーム中心と
のなす角度を、前記走査中心軸と走査所定位置での前記
照射源のビーム中心とのなす角度から求められた平均角
度に一致させた状態における、第１方向と前記面検出器
の各画素行とのなす角をαとし、前記面検出器の各画素
行の投影データに対して、ｓｉｎ（α）に比例するぼか
しとしてのローパスフィルタリングを行なうことを特徴
とするものである。According to a tenth aspect of the present invention, in the tomography apparatus according to the fifth aspect, the image processing unit may determine an angle between the scanning center axis and a beam center of the irradiation source. The angle between the first direction and each pixel row of the surface detector in a state where the average angle determined from the angle between the scanning center axis and the beam center of the irradiation source at a predetermined scanning position is determined. α, and low-pass filtering is performed on the projection data of each pixel row of the surface detector as blurring in proportion to sin (α).
【００１８】また、請求項１１に記載の断層撮影装置
は、請求項６に記載の断層撮影装置において、前記画像
処理部は、前記走査中心軸と前記照射源のビーム中心と
のなす角度を、前記走査中心軸と走査所定位置での前記
照射源のビーム中心とのなす角度から求められた平均角
度に一致させた状態における、前記面検出器の各画素行
とのなす角をαとし、前記面検出器の各画素行の投影デ
ータに対して、ｓｉｎ（α）に比例するぼかしとしての
ローパスフィルタリングを行なうことを特徴とするもの
である。[0018] In the tomography apparatus according to the eleventh aspect, in the tomography apparatus according to the sixth aspect, the image processing unit may determine an angle between the scanning center axis and the beam center of the irradiation source. In the state where the scan center axis and the average angle determined from the angle between the beam center of the irradiation source at a predetermined scanning position, the angle between each pixel row of the surface detector and α, and It is characterized in that low-pass filtering is performed on the projection data of each pixel row of the surface detector as blurring in proportion to sin (α).
【００１９】また、請求項１２に記載の断層撮影装置
は、請求項７に記載の断層撮影装置において、前記画像
処理部は、前記平行面と前記面検出器の各画素行とのな
す角をαとし、前記面検出器の各画素行の投影データに
対して、ｓｉｎ（α）に比例するぼかしとしてのローパ
スフィルタリングを行なうことを特徴とするものであ
る。In the tomographic imaging apparatus according to a twelfth aspect, in the tomographic imaging apparatus according to the seventh aspect, the image processing unit may define an angle between the parallel plane and each pixel row of the plane detector. α, and low-pass filtering is performed on the projection data of each pixel row of the surface detector as blurring in proportion to sin (α).
【００２０】[0020]
【作用】この発明の作用は次の通りである。すなわち、
請求項１に記載の発明によれば、走査手段は、被検体に
対して透過性を有する電磁波を末広がりビーム形状にし
て被検体に照射する照射源と、被検体を挟んで照射源に
対向配置され、被検体を透過した電磁波を検出する面検
出器とを、被検体の関心領域のほぼ中心に設定される走
査中心軸周りに同期させて同一平面内で回転走査する。
画像処理部は、面検出器における、走査中心軸方向に対
応する方向に直交する画素行ごとの投影データに対し
て、その画素行が投影される走査中心軸上の場所に応じ
たローパスフィルタリングを行なう。逆投影処理部は、
画像処理部でローパスフィルタリングされた投影データ
を、撮影された被検体の関心領域に仮想的に設定される
３次元格子群の所定の格子点に逆投影して、関心領域の
３次元ボリュームデータを生成する画像再構成を行な
う。したがって、被検体の関心領域のほぼ中心に位置
し、かつ、走査中心軸に直交する中心面から、その走査
中心軸方向に離れた部位ほど大きく現れる偽像が、その
程度に応じて適切にローパスフィルタリングされて低減
され、走査中心軸方向に離れた部位における再構成偽像
が低減される。The operation of the present invention is as follows. That is,
According to the first aspect of the present invention, the scanning unit is configured to irradiate the subject with an electromagnetic wave having transparency to the subject in a divergent beam shape and to irradiate the subject with the irradiation source. Then, the surface detector that detects the electromagnetic wave transmitted through the subject is rotated and scanned in the same plane in synchronization with a scanning center axis set substantially at the center of the region of interest of the subject.
The image processing unit performs low-pass filtering on projection data for each pixel row orthogonal to a direction corresponding to the scanning center axis direction in the surface detector according to a position on the scanning center axis where the pixel row is projected. Do. The back projection processing unit
The projection data subjected to the low-pass filtering by the image processing unit is back-projected to predetermined lattice points of a three-dimensional lattice group virtually set on the region of interest of the subject to be photographed, and the three-dimensional volume data of the region of interest is obtained. The generated image is reconstructed. Therefore, a false image that is located substantially at the center of the region of interest of the subject and appears larger in a portion away from the center plane orthogonal to the scanning center axis in the scanning center axis direction is appropriately low-passed in accordance with the degree. It is filtered and reduced, and a reconstructed false image at a position separated in the scanning center axis direction is reduced.
【００２１】また、請求項２に記載の発明によれば、画
像処理部は、照射源のビーム中心を走査中心軸に直交す
るように照射した照射基準線から離れた面検出器の画素
行の投影データほど、通過周波数が低くなるローパスフ
ィルタリングをかける。したがって、被検体の関心領域
のほぼ中心に位置し、かつ、走査中心軸に直交する中心
面から、その走査中心軸方向に離れた部位ほど大きく現
れる偽像が、その程度に応じて適切にローパスフィルタ
リングされて低減され、走査中心軸方向に離れた部位に
おける再構成偽像が低減される。According to the second aspect of the present invention, the image processing unit includes a pixel row of the plane detector of the plane detector which is distant from the irradiation reference line irradiated so that the beam center of the irradiation source is orthogonal to the scanning center axis. Low-pass filtering is applied so that the pass frequency decreases as the projection data increases. Therefore, a false image that is located substantially at the center of the region of interest of the subject and appears larger in a portion away from the center plane orthogonal to the scanning center axis in the scanning center axis direction is appropriately low-passed in accordance with the degree. It is filtered and reduced, and a reconstructed false image at a position separated in the scanning center axis direction is reduced.
【００２２】また、請求項３に記載の発明によれば、画
像処理部は、照射源のビーム中心を走査中心軸に直交す
るように照射した照射基準線と、面検出器の画素行と照
射源とを結ぶ投影線とからなる開き角度をαとし、その
画素行の投影データに対して、ｓｉｎ（α）に比例する
ぼかしとしてのローパスフィルタリングを行なう。した
がって、被検体の関心領域のほぼ中心に位置し、かつ、
走査中心軸に直交する中心面から、その走査中心軸方向
に離れた部位ほど大きく現れる偽像が、その程度に応じ
て適切にローパスフィルタリングされて低減され、走査
中心軸方向に離れた部位における再構成偽像が低減され
る。According to the third aspect of the present invention, the image processing unit includes: an irradiation reference line for irradiating the beam center of the irradiation source so as to be orthogonal to the scanning center axis; An opening angle formed by a projection line connecting to the source is defined as α, and low-pass filtering is performed on the projection data of the pixel row as a blur proportional to sin (α). Therefore, it is located substantially at the center of the region of interest of the subject, and
A false image that appears larger in a portion away from the center plane perpendicular to the scanning center axis in the direction of the scanning center axis is appropriately low-pass-filtered and reduced according to the degree thereof, and is reproduced in a portion farther in the scanning center axis direction. Component artifacts are reduced.
【００２３】また、請求項４に記載の発明によれば、面
検出器はフラットパネル型検出器とし、このフラットパ
ネル型検出器のゲート線の配列方向を走査中心軸方向に
対応するように配置し、画像処理部は、走査中心軸方向
に対応する所定数画素行における各ゲートを同時にオン
することでローパスフィルタリングを行なう。したがっ
て、被検体の関心領域のほぼ中心に位置し、かつ、走査
中心軸に直交する中心面から、その走査中心軸方向に離
れた部位ほど大きく現れる偽像が、その程度に応じて適
切にローパスフィルタリングされて低減され、走査中心
軸方向に離れた部位における再構成偽像が低減される。According to the fourth aspect of the present invention, the surface detector is a flat panel detector, and the flat panel detector is arranged such that the arrangement direction of the gate lines corresponds to the scanning central axis direction. The image processing unit performs low-pass filtering by simultaneously turning on each gate in a predetermined number of pixel rows corresponding to the scanning center axis direction. Therefore, a false image that is located substantially at the center of the region of interest of the subject and appears larger in a portion away from the center plane orthogonal to the scanning center axis in the scanning center axis direction is appropriately low-passed in accordance with the degree. It is filtered and reduced, and a reconstructed false image at a position separated in the scanning center axis direction is reduced.
【００２４】また、請求項５に記載の発明によれば、走
査手段は、同一平面内回転走査に替えて、照射源と面検
出器のいずれか一方を走査中心軸に直交する第１方向に
直線移動させるのと同期して、他方を前記第１方向とは
反対方向である第２方向に平行直線移動させる直線走査
を行なう。したがって、照射源と面検出器とを被検体を
挟んで平行直線走査して、被検体の関心領域の３次元ボ
リュームデータを生成する画像再構成を行なう、いわゆ
る、非ＣＴタイプ（照射源と面検出器とを被検体の体軸
周りに半回転以上させない）の断層撮影装置の場合にお
いても、開き角度に応じた部位における再構成偽像が低
減される。According to the fifth aspect of the present invention, the scanning means sets one of the irradiation source and the surface detector in the first direction orthogonal to the scanning center axis instead of the in-plane rotation scanning. Synchronously with the linear movement, a linear scan is performed in which the other is linearly moved in parallel in a second direction opposite to the first direction. Therefore, a so-called non-CT type (irradiation source and surface scan) is performed in which an irradiation source and a surface detector are scanned in parallel and linearly across the object to generate three-dimensional volume data of a region of interest of the object. Even in the case of a tomographic apparatus in which the detector and the detector are not rotated more than half a turn around the body axis of the subject), the reconstructed false image in a portion corresponding to the opening angle is reduced.
【００２５】また、請求項６に記載の発明によれば、走
査手段は、同一平面内回転走査に替えて、被検体の周り
の円周軌道上に被検体を挟んで２つの円弧軌道を対向さ
せるとともに、両円弧の中心点同士を結ぶ直線が前記走
査中心軸となるように設定し、両円弧軌道のいずれか一
方の円弧軌道上に前記照射源を移動させるのと同期し
て、他方の円弧軌道上に面検出器を照射源との間隔が一
定になるように移動させる円弧走査を行なう。したがっ
て、被検体を挟んで照射源と面検出器とを個別に円弧走
査して、被検体の関心領域の３次元ボリュームデータを
生成する画像再構成を行なう、いわゆる、非ＣＴタイプ
の断層撮影装置の場合であっても、開き角度に応じた部
位における再構成偽像が低減される。According to the sixth aspect of the present invention, the scanning means opposes the two arc trajectories on the circumferential trajectory around the subject in place of the rotational scanning in the same plane. While setting the straight line connecting the center points of the two arcs to be the scanning center axis, and synchronizing with moving the irradiation source on one of the two arc trajectories, Circular scanning is performed in which the surface detector is moved on the circular orbit so that the distance between the surface detector and the irradiation source is constant. Therefore, a so-called non-CT type tomographic apparatus performs an image reconstruction to individually generate a three-dimensional volume data of a region of interest of the subject by individually performing an arc scan of the irradiation source and the plane detector with the subject interposed therebetween. Even in the case of (1), a reconstructed false image in a portion corresponding to the opening angle is reduced.
【００２６】また、請求項７に記載の発明によれば、走
査手段は、同一平面内回転走査に替えて、被検体を挟ん
で対向して平行配置される、走査中心軸に直交する両平
行面のいずれか一方の平行面内で照射源を回転移動させ
るのと同期して、他方の平行面内で照射源の回転方向と
は反対方向に面検出器を回転移動させる円形走査を行な
う。したがって、照射源と面検出器とを個別に被検体を
挟む両平行面の各平行面内で回転走査して、被検体の関
心領域の３次元ボリュームデータを生成する画像再構成
を行なう、いわゆる、非ＣＴタイプの断層撮影装置の場
合であっても、開き角度に応じた部位における再構成偽
像が低減される。According to the seventh aspect of the present invention, the scanning means is arranged in parallel with each other so as to face each other with the subject interposed therebetween, instead of the in-plane rotational scanning, and the two parallel means orthogonal to the scanning center axis. In synchronization with the rotational movement of the irradiation source in one of the parallel planes, a circular scan is performed in which the plane detector is rotationally moved in the other parallel plane in the direction opposite to the rotation direction of the irradiation source. Therefore, the irradiation source and the plane detector are individually rotated and scanned in each of the two parallel planes sandwiching the subject, and image reconstruction for generating three-dimensional volume data of a region of interest of the subject is performed. Even in the case of a non-CT type tomography apparatus, a reconstructed false image in a portion corresponding to the opening angle is reduced.
【００２７】また、請求項８に記載の発明によれば、画
像処理部は、照射源に近い走査中心軸上の場所ほど通過
周波数が低くなるローパスフィルタリングとしているの
で、照射源と面検出器とを被検体を挟んで平行直線走査
あるいは円弧走査して、被検体の関心領域の３次元ボリ
ュームデータを生成する画像再構成を行なう、いわゆ
る、非ＣＴタイプ（照射源と面検出器とを被検体の体軸
周りに半回転以上させない）の断層撮影装置の場合に現
れる偽像が、適切にローパスフィルタリングされて低減
され、開き角度に応じた部位における再構成偽像が低減
される。According to the eighth aspect of the present invention, the image processing unit performs low-pass filtering in which the pass frequency decreases as the position on the scanning center axis near the irradiation source decreases. Is a non-CT type (irradiation source and surface detector are connected to the object) by performing a parallel linear scan or an arc scan across the object to perform image reconstruction to generate three-dimensional volume data of the region of interest of the object. The false image appearing in the case of the tomography apparatus (which is not rotated by more than half a rotation around the body axis) is appropriately low-pass filtered and reduced, and the reconstructed false image at a portion corresponding to the opening angle is reduced.
【００２８】また、請求項９に記載の発明によれば、画
像処理部は、平行面と面検出器の各画素行とのなす角を
αとし、面検出器の各画素行の投影データに対して、α
が小さいほど通過周波数が低くなるローパスフィルタリ
ングをかけるので、照射源と面検出器とを被検体を挟ん
で回転走査して、被検体の関心領域の３次元ボリューム
データを生成する画像再構成を行なう、いわゆる、非Ｃ
Ｔタイプ（照射源と面検出器とを被検体の体軸周りに半
回転以上させない）の断層撮影装置の場合に現れる偽像
が、適切にローパスフィルタリングされて低減され、開
き角度に応じた部位における再構成偽像が低減される。According to the ninth aspect of the present invention, the image processing unit sets the angle between the parallel plane and each pixel row of the plane detector to α, and sets the angle of projection of each pixel row of the plane detector to α. On the other hand, α
Since low pass filtering is performed so that the pass frequency becomes lower as is smaller, the irradiation source and the plane detector are rotationally scanned with the subject interposed therebetween, and image reconstruction for generating three-dimensional volume data of the region of interest of the subject is performed. So-called non-C
A false image appearing in the case of a T-type tomographic apparatus (in which the irradiation source and the plane detector are not rotated more than half a turn around the body axis of the subject) is appropriately low-pass filtered and reduced, and a portion corresponding to the opening angle is reduced. Are reduced.
【００２９】また、請求項１０に記載の発明によれば、
画像処理部は、走査中心軸と照射源のビーム中心とのな
す角度を、走査中心軸と走査所定位置での照射源のビー
ム中心とのなす角度から求められた平均角度に一致させ
た状態における、第１方向と面検出器の各画素行とのな
す角をαとし、面検出器の各画素行の投影データに対し
て、ｓｉｎ（α）に比例するぼかしとしてのローパスフ
ィルタリングを行なうので、照射源と面検出器とを被検
体を挟んで平行直線走査して、被検体の関心領域の３次
元ボリュームデータを生成する画像再構成を行なう、い
わゆる、非ＣＴタイプ（照射源と面検出器とを被検体の
体軸周りに半回転以上させない）の断層撮影装置の場合
に現れる偽像が、適切にローパスフィルタリングされて
低減され、開き角度に応じた部位における再構成偽像が
低減される。According to the tenth aspect of the present invention,
The image processing unit is in a state where the angle formed between the scanning center axis and the beam center of the irradiation source matches the average angle determined from the angle formed between the scanning center axis and the beam center of the irradiation source at a predetermined scanning position. , The angle between the first direction and each pixel row of the surface detector is α, and low-pass filtering is performed on the projection data of each pixel row of the surface detector as a blur proportional to sin (α). A so-called non-CT type (irradiation source and surface detector) that performs an image reconstruction to generate a three-dimensional volume data of a region of interest of the object by scanning the irradiation source and the surface detector in parallel and straight lines across the object. Is not rotated more than half a rotation around the body axis of the subject), a false image appearing in the case of the tomography apparatus is appropriately low-pass filtered and reduced, and a reconstructed false image in a portion corresponding to the opening angle is reduced. .
【００３０】また、請求項１１に記載の発明によれば、
画像処理部は、走査中心軸と照射源のビーム中心とのな
す角度を、走査中心軸と走査所定位置での照射源のビー
ム中心とのなす角度から求められた平均角度に一致させ
た状態における、面検出器の各画素行とのなす角をαと
し、面検出器の各画素行の投影データに対して、ｓｉｎ
（α）に比例するぼかしとしてのローパスフィルタリン
グを行なうので、照射源と面検出器とを被検体を挟んで
円弧走査して、被検体の関心領域の３次元ボリュームデ
ータを生成する画像再構成を行なう、いわゆる、非ＣＴ
タイプ（照射源と面検出器とを被検体の体軸周りに半回
転以上させない）の断層撮影装置の場合に現れる偽像
が、適切にローパスフィルタリングされて低減され、開
き角度に応じた部位における再構成偽像が低減される。According to the eleventh aspect of the present invention,
The image processing unit is in a state where the angle formed between the scanning center axis and the beam center of the irradiation source matches the average angle determined from the angle formed between the scanning center axis and the beam center of the irradiation source at a predetermined scanning position. , The angle between each pixel row of the surface detector is α, and the projection data of each pixel row of the surface detector is sin
Since low-pass filtering is performed as a blur that is proportional to (α), an image reconstruction that generates a three-dimensional volume data of a region of interest of the object by scanning the irradiation source and the surface detector with an arc across the object is performed. Do so-called non-CT
A false image that appears in the case of a tomography apparatus of the type (the irradiation source and the plane detector are not rotated more than half a turn around the body axis of the subject) is appropriately low-pass filtered and reduced, and a false image at a site corresponding to the opening angle is reduced. Reconstructed artifacts are reduced.
【００３１】また、請求項１２に記載の発明によれば、
画像処理部は、平行面と面検出器の各画素行とのなす角
をαとし、面検出器の各画素行の投影データに対して、
ｓｉｎ（α）に比例するぼかしとしてのローパスフィル
タリングを行なうので、照射源と面検出器とを被検体を
挟んで円形走査して、被検体の関心領域の３次元ボリュ
ームデータを生成する画像再構成を行なう、いわゆる、
非ＣＴタイプ（照射源と面検出器とを被検体の体軸周り
に半回転以上させない）の断層撮影装置の場合に現れる
偽像が、適切にローパスフィルタリングされて低減さ
れ、開き角度に応じた部位における再構成偽像が低減さ
れる。According to the twelfth aspect of the present invention,
The image processing unit sets an angle between the parallel plane and each pixel row of the plane detector to α, and for projection data of each pixel row of the plane detector,
Since low-pass filtering is performed as blurring in proportion to sin (α), image irradiation is performed by circularly scanning the irradiation source and the plane detector across the subject to generate three-dimensional volume data of a region of interest of the subject. So-called,
False images appearing in the case of a non-CT type tomographic apparatus (in which the irradiation source and the plane detector are not rotated more than half a turn around the body axis of the subject) are appropriately low-pass filtered and reduced, and the false image is reduced according to the opening angle. Reconstruction artifacts at the site are reduced.
【００３２】[0032]
【発明の実施の形態】以下、図面を参照してこの発明の
断層撮影装置に係る一実施例としてのＸ線ＣＴタイプの
Ｘ線断層撮影装置（以下、適宜にＸ線ＣＴ装置と呼
ぶ。）について、図面を参照しながら説明する。図１
は、この発明の断層撮影装置に係る実施例のＸ線ＣＴ装
置の概略構成を示すブロック図である。DESCRIPTION OF THE PREFERRED EMBODIMENTS Referring to the drawings, an X-ray CT type X-ray tomography apparatus as an embodiment of the tomography apparatus of the present invention (hereinafter referred to as an X-ray CT apparatus as appropriate). Will be described with reference to the drawings. FIG.
FIG. 1 is a block diagram illustrating a schematic configuration of an X-ray CT apparatus according to an embodiment of the present invention.
【００３３】この実施例のＸ線ＣＴ装置は、種々の情報
および命令を入力する操作部１０と、これら入力された
情報および命令に基づいてＸ線撮影を制御する撮影制御
部２０と、この撮影制御部２０により制御されながら撮
像部４０を動作させる駆動部３０と、被検体Ｍの関心領
域を撮影する撮像部４０と、この撮像部４０から検出さ
れた画像情報に基づいて被検体Ｍの関心領域の３次元ボ
リュームデータを生成する画像再構成を行ない、その生
成した３次元ボリュームデータを記憶するデータ処理部
５０と、このデータ処理部５０に記憶された画像情報を
出力表示するモニタ６０とを備えている。The X-ray CT apparatus according to this embodiment includes an operation unit 10 for inputting various information and instructions, an imaging control unit 20 for controlling X-ray imaging based on these input information and instructions, The driving unit 30 that operates the imaging unit 40 while being controlled by the control unit 20, the imaging unit 40 that captures an area of interest of the subject M, and the interest of the subject M based on image information detected from the imaging unit 40. An image reconstruction for generating three-dimensional volume data of an area is performed, and a data processing unit 50 for storing the generated three-dimensional volume data and a monitor 60 for outputting and displaying the image information stored in the data processing unit 50 are provided. Have.
【００３４】以下、各部の構成および機能について詳細
に説明する。図２（ａ）は、この実施例のＸ線ＣＴ装置
におけるＸ線管Ｒとフラットパネル型Ｘ線検出器Ｄとの
一走査形態を示す概略平面図であり、図２（ｂ）は、図
２（ａ）に示したＸ線管Ｒとフラットパネル型Ｘ線検出
器Ｄとを横から見た概略側面図である。図２（ａ）に示
すように、被検体Ｍを挟んで、被検体Ｍの関心領域のほ
ぼ中心に設定される走査中心軸Ｚ周りに、Ｘ線管Ｒとフ
ラットパネル型Ｘ線検出器Ｄとを同期させて同一平面内
で一回転（少なくとも半回転）走査させながら撮影する
ことで、被検体の体軸周り１回転分（少なくとも半回転
分）の透過像を取得する。操作部１０からは、被検体Ｍ
の関心領域を撮影する前に、Ｘ線管Ｒからフラットパネ
ル型Ｘ線検出器Ｄまでの距離や、Ｘ線管Ｒおよびフラッ
トパネル型Ｘ線検出器Ｄを円形に回転移動させるその円
形方向への移動ピッチなどが予め設定入力される。な
お、この操作部１０としては、キーボード、マウス、タ
ッチパネルなどの入力装置が用いられる。上述したＸ線
管Ｒはこの発明における照射源に相当する。Hereinafter, the configuration and function of each section will be described in detail. FIG. 2A is a schematic plan view showing one scanning mode of the X-ray tube R and the flat panel X-ray detector D in the X-ray CT apparatus of this embodiment, and FIG. FIG. 2 is a schematic side view of the X-ray tube R and the flat panel X-ray detector D shown in FIG. As shown in FIG. 2A, an X-ray tube R and a flat panel X-ray detector D are arranged around a scanning center axis Z set substantially at the center of the region of interest of the subject M across the subject M. Are synchronized with each other to perform one rotation (at least half a rotation) within the same plane, thereby obtaining a transmission image of one rotation (at least a half rotation) around the body axis of the subject. From the operation unit 10, the subject M
Before imaging the region of interest, the distance from the X-ray tube R to the flat panel X-ray detector D and the circular direction in which the X-ray tube R and the flat panel X-ray detector D are rotationally moved in a circular shape. And the like are set and input in advance. Note that an input device such as a keyboard, a mouse, and a touch panel is used as the operation unit 10. The above-described X-ray tube R corresponds to the irradiation source in the present invention.
【００３５】撮影制御部２０には、操作部１０と、駆動
部３０およびデータ処理部５０とが接続されている。撮
影制御部２０は、操作部１０より設定入力された各情報
に基づいて、駆動部３０とデータ処理部５０とをそれぞ
れ制御している。制御内容については、各部にて後述す
る。The operation control unit 10, the drive unit 30, and the data processing unit 50 are connected to the photographing control unit 20. The imaging control unit 20 controls the driving unit 30 and the data processing unit 50 based on each information set and input from the operation unit 10. Details of the control will be described later in each section.
【００３６】駆動部３０は、図２（ａ）に示すように、
被検体Ｍを挟んで対向配置されるＸ線管Ｒとフラットパ
ネル型Ｘ線検出器Ｄとを、被検体Ｍの関心領域のほぼ中
心に設定される走査中心軸Ｚ周りに、同期させて同一平
面内で一回転（少なくとも半回転）させて移動させるよ
うに走査させるものである。また、このとき、図２
（ｂ）に示すように、被検体Ｍに向けてＸ線管Ｒから照
射されるコーンビーム状のＸ線の中心点が、常に、走査
中心軸Ｚ上の特定の点である、被検体Ｍの特定断層面の
中心点Ｏを透過して、フラットパネル型Ｘ線検出器Ｄの
検出面の中心点に垂直に入射されるように、Ｘ線管Ｒと
フラットパネル型Ｘ線検出器Ｄとを対向させている。上
述した駆動部３０はこの発明における走査手段に相当す
る。As shown in FIG. 2A, the driving unit 30
The X-ray tube R and the flat panel X-ray detector D, which are arranged to face each other with the subject M interposed therebetween, are synchronized and the same around a scanning center axis Z set substantially at the center of the region of interest of the subject M. The scanning is performed so as to make one rotation (at least half a rotation) in a plane and move the same. At this time, FIG.
As shown in (b), the center point of the cone-shaped X-ray emitted from the X-ray tube R toward the subject M is always a specific point on the scanning center axis Z. The X-ray tube R and the flat panel X-ray detector D are transmitted through the center point O of the specific tomographic plane so as to be perpendicularly incident on the center point of the detection surface of the flat panel X-ray detector D. Are opposed to each other. The driving unit 30 described above corresponds to the scanning unit in the present invention.
【００３７】撮像部４０は、図１に示すように、被検体
Ｍを載置する天板Ｔと、被検体Ｍに向けてコーンビーム
状のＸ線を照射するＸ線管Ｒと、被検体Ｍを透過したＸ
線を検出するフラットパネル型Ｘ線検出器Ｄとを備えて
いる。As shown in FIG. 1, the imaging section 40 includes a top plate T on which the subject M is placed, an X-ray tube R for irradiating the subject M with cone beam X-rays, X through M
A flat panel X-ray detector D for detecting a line.
【００３８】フラットパネル型Ｘ線検出器Ｄは、Ｘ線管
ＲによるＸ線照射によって生じる被検体ＭのＸ線透視像
を検出してＸ線検出信号としての電気信号に変換して出
力するという構成のＸ線検出器であって、図３に示すよ
うに、多数の検出素子Ｄｕが縦横に配列されている所謂
２次元状マトリックス状のＸ線検出器である。実施例の
フラットパネル型Ｘ線検出器Ｄにおける検出素子Ｄｕの
配列は、例えば横（ｉ行）方向１０２４，縦（ｊ列）方
向１０２４の正方形マトリックスであるが、説明の便宜
上、横（ｉ）方向１０００，縦（ｊ）方向１０００の正
方形マトリックスであるものとし、図３には、縦３×横
３マトリックス構成で合計９個分のマトリックス構成の
みを示している。矩形の平面形状を有するフラットパネ
ル型Ｘ線検出器Ｄは、検出面が円形に限られるイメージ
インテンシファイアと違って、胸部や腹部など大きな部
位を撮影するのに適した方形の検出面が可能な点でも、
有用なＸ線検出器である。The flat panel X-ray detector D detects an X-ray fluoroscopic image of the subject M generated by X-ray irradiation by the X-ray tube R, converts the image into an electric signal as an X-ray detection signal, and outputs the electric signal. This is an X-ray detector having a configuration, and as shown in FIG. 3, a so-called two-dimensional matrix X-ray detector in which a large number of detection elements Du are arranged vertically and horizontally. The arrangement of the detection elements Du in the flat panel X-ray detector D of the embodiment is, for example, a square matrix in the horizontal (i row) direction 1024 and the vertical (j column) direction 1024, but for convenience of explanation, the horizontal (i) is used. It is assumed that the matrix is a square matrix with a direction 1000 and a vertical (j) direction 1000, and FIG. 3 shows only a total of nine matrix configurations in a 3 × 3 matrix configuration. The flat panel X-ray detector D, which has a rectangular planar shape, is different from an image intensifier in which the detection surface is limited to a circular shape, and can provide a square detection surface suitable for imaging large parts such as the chest and abdomen. In some respects,
It is a useful X-ray detector.
【００３９】フラットパネル型Ｘ線検出器Ｄは、図４に
示すように、入射Ｘ線を電荷あるいは光に変換するＸ線
変換層１２と、このＸ線変換層１２で生じた電荷あるい
は光を検出する素子が縦横にマトリックス状に配置形成
されている検出アレイ層１３との積層構造となってい
る。このフラットパネル型Ｘ線検出器ＤのＸ線変換層１
２の平面寸法としては、例えば縦横約３０ｃｍが挙げら
れる。As shown in FIG. 4, the flat panel X-ray detector D includes an X-ray conversion layer 12 for converting incident X-rays into electric charges or light, and an electric charge or light generated by the X-ray conversion layer 12. It has a laminated structure with a detection array layer 13 in which elements to be detected are arranged vertically and horizontally in a matrix. X-ray conversion layer 1 of this flat panel X-ray detector D
For example, the plane dimensions of 2 are about 30 cm in length and width.
【００４０】このフラットパネル型Ｘ線検出器Ｄには、
図５（ａ）に示す直接変換タイプのものと、図５（ｂ）
に示す間接変換タイプのものがある。前者の直接変換タ
イプの場合、Ｘ線変換層１２が入射Ｘ線を直に電荷に変
換するセレン層やＣｄＺｎＴｅ層などからなり、検出ア
レイ層１３の表面に電荷検出素子１４として表面電極１
５に対向形成された電荷収集電極群でもって電荷の検出
を行いコンデンサＣｓに蓄電する構成となっていて、各
電荷検出素子１４とその上のＸ線変換層１２の一部分と
で１個の検出素子Ｄｕが形成されることになる。後者の
間接変換タイプの場合、Ｘ線変換層１２が入射Ｘ線を光
に変換するシンチレータ層からなり、検出アレイ層１３
の表面に光検出素子１６として形成されたフォトダイオ
ード群でもって光の検出を行いコンデンサＣｓに蓄電す
る構成となっていて、各光検出素子１６とその上のＸ線
変換層１２の一部分とで１個の検出素子Ｄｕが形成され
ることになる。This flat panel type X-ray detector D includes:
The direct conversion type shown in FIG. 5A and the direct conversion type shown in FIG.
There is an indirect conversion type shown below. In the case of the former direct conversion type, the X-ray conversion layer 12 is composed of a selenium layer or a CdZnTe layer which directly converts incident X-rays into electric charges.
5, the charge is detected by the charge collection electrode group formed opposite to and the charge is stored in the capacitor Cs. One charge is detected by each charge detection element 14 and a part of the X-ray conversion layer 12 thereon. The element Du is formed. In the latter case of the indirect conversion type, the X-ray conversion layer 12 comprises a scintillator layer for converting incident X-rays into light, and the detection array layer 13
The light is detected by a photodiode group formed as a photodetecting element 16 on the surface of the device and light is stored in the capacitor Cs. Each of the photodetecting elements 16 and a part of the X-ray conversion layer 12 thereover. One detection element Du is formed.
【００４１】フラットパネル型Ｘ線検出器Ｄは、図３に
示すように、Ｘ線変換層１２と検出アレイ層１３とが形
成されたＸ線検出基板４１と、Ｘ線検出基板４１のキャ
リア収集電極（電荷収集電極）を介して収集キャリア
（収集電荷）を溜めるコンデンサＣｓと、コンデンサＣ
ｓに蓄積された電荷を取り出すための通常時オフ（遮
断）の電荷の電荷取り出し用スイッチ素子４２である薄
膜トランジスタ（ＴＦＴ）と、Ｘ、Ｙ方向の読み出し回
路のマルチプレクサ４５と、ゲートドライバ４７とを備
えている。As shown in FIG. 3, the flat panel type X-ray detector D includes an X-ray detection substrate 41 on which an X-ray conversion layer 12 and a detection array layer 13 are formed, and a carrier collection of the X-ray detection substrate 41. A capacitor Cs for storing collected carriers (collected charges) via electrodes (charge collecting electrodes);
A thin-film transistor (TFT), which is a switch element 42 for extracting charge that is normally off (cut off) for extracting the charge accumulated in s, a multiplexer 45 of a read circuit in the X and Y directions, and a gate driver 47 Have.
【００４２】また、フラットパネル型Ｘ線検出器Ｄは、
図３に示すように、検出素子Ｄｕのスイッチ素子４２用
の薄膜トランジスタのソースがｉ方向に配列した縦の読
み出し配線４３に接続され、ゲートがｊ方向に配列した
横の読み出し配線４６に接続されている。読み出し配線
４３は電荷−電圧変換器群（プリアンプ群）４４を介し
てマルチプレクサ４５に接続されているとともに、読み
出し配線４６はゲートドライバ４７に接続されている。
なお、電荷−電圧変換器群４４では、１本の読み出し配
線４３に対して、図示しないが、電荷−電圧変換器群４
４が１個それぞれ接続されている。The flat panel X-ray detector D is
As shown in FIG. 3, the source of the thin film transistor for the switch element 42 of the detection element Du is connected to the vertical read wiring 43 arranged in the i direction, and the gate is connected to the horizontal read wiring 46 arranged in the j direction. I have. The read wiring 43 is connected to a multiplexer 45 via a charge-voltage converter group (preamplifier group) 44, and the read wiring 46 is connected to a gate driver 47.
In the charge-to-voltage converter group 44, although not shown, the charge-to-voltage converter group 4
4 are connected one by one.
【００４３】そして、フラットパネル型Ｘ線検出器Ｄの
場合、マルチプレクサ４５およびゲートドライバ４７へ
信号取り出し用の走査信号が送り込まれることになる。
検出部１０の各検出素子Ｄｕの特定は、ｉ方向・ｊ方向
の配列に沿って各検出素子Ｄｕへ順番に割り付けられて
いるアドレス（検出素子Ｄｕが１０００個としているの
で０〜９９９、検出素子Ｄｕが１０２４個である場合は
０〜１０２３）に基づいて行なわれるので、取り出し用
の走査信号は、それぞれｉ方向アドレスまたはｊ方向ア
ドレスを指定する信号となる。In the case of the flat panel X-ray detector D, a scanning signal for signal extraction is sent to the multiplexer 45 and the gate driver 47.
The detection elements Du of the detection unit 10 are specified by the addresses sequentially allocated to the detection elements Du along the arrangement in the i-direction and the j-direction (0 to 999 since the number of detection elements Du is 1000, When the number of Dus is 1024, the scanning is performed based on 0 to 1023), and thus the extraction scanning signal is a signal for specifying an i-direction address or a j-direction address, respectively.
【００４４】ｊ方向の走査信号に従ってゲートドライバ
４７からｊ方向の読み出し配線４６に対し取り出し用の
電圧が印加されるのに伴い、各検出素子Ｄｕが列単位で
選択される。そして、ｉ方向の走査信号に従ってマルチ
プレクサ４５が切り替えられることにより、選択された
列の検出素子ＤｕのコンデンサＣｓに蓄積された電荷
が、電荷−電圧変化器群４４およびマルチプレクサ４５
の順に経て外部に送りだされることになる。このよう
に、フラットパネル型Ｘ線検出器Ｄで検出された検出信
号は、逐次、データ処理部５０にリアルタイムに出力さ
れる。上述したフラットパネル型Ｘ線検出器Ｄはこの発
明における面検出器に相当する。As a voltage for taking out is applied from the gate driver 47 to the readout wiring 46 in the j-direction in accordance with the scanning signal in the j-direction, each detection element Du is selected in a column unit. Then, by switching the multiplexer 45 in accordance with the scanning signal in the i direction, the charges accumulated in the capacitor Cs of the detection element Du in the selected column are transferred to the charge-voltage changer group 44 and the multiplexer 45.
Will be sent out. As described above, the detection signals detected by the flat panel X-ray detector D are sequentially output to the data processing unit 50 in real time. The flat panel X-ray detector D described above corresponds to the surface detector in the present invention.
【００４５】次に、データ処理部５０の構成および機能
について説明する。図１に示すように、データ処理部５
０は、撮像部４０において走査各位置で検出された投影
データ（検出信号）に基づいて、関心領域の３次元ボリ
ュームデータを生成する画像再構成（フェルドカンプ
（Feldkamp）法を用いた画像再構成）を行なう画像処理
部５１と、この画像処理部５１で画像再構成された関心
領域の３次元ボリュームデータを記憶する画像情報記憶
部５２とを備えている。この画像処理部５１と画像情報
記憶部５２の具体的な機能について説明する。Next, the configuration and function of the data processing unit 50 will be described. As shown in FIG. 1, the data processing unit 5
0 is an image reconstruction (image reconstruction using Feldkamp method) for generating three-dimensional volume data of a region of interest based on projection data (detection signal) detected at each scanning position in the imaging unit 40. ), And an image information storage unit 52 for storing the three-dimensional volume data of the region of interest reconstructed by the image processing unit 51. Specific functions of the image processing unit 51 and the image information storage unit 52 will be described.
【００４６】ここで、関心領域の３次元ボリュームデー
タを生成するために行なわれる、フェルドカンプ（Feld
kamp）法による画像再構成の一連の処理手順について、
図１，図２を参照しながら概説する。まず、図２に示す
ように、被検体Ｍを挟んでＸ線管Ｒとフラットパネル型
Ｘ線検出器Ｄとを、被検体Ｍの関心領域のほぼ中心に設
定される走査中心軸Ｚ周りに、同期させて同一平面内で
一回転させて移動させるように走査させることで、被検
体Ｍの関心領域についての撮影を行ない、走査各位置で
検出された、被検体Ｍの関心領域についての一群の投影
データを取得する。次に、この一群の投影データを個別
に、後述する所定の第１の重み付け処理を行なう。次
に、第１の重み付け処理後の各投影データに対して、後
述する所定のコンボリューション処理を施す。次に、コ
ンボリューション処理後の各投影データに対して、後述
する所定の第２の重み付け処理を行なう。次に、第２の
重み付け処理した後の投影データを個別に、後述する所
定の逆投影（バックプロジェクション：ＢＰ）処理して
ＢＰ像（３次元ボリュームデータ）を生成する。このよ
うにして、関心領域の３次元ボリュームデータを生成す
る画像再構成が行なわれる。なお、オペレータは、この
３次元ボリュームデータから任意の断層面の画像を選択
することで、選択した断層画像（走査中心軸（Ｚ軸）方
向から見た断層画像）が見られる。Here, Feldkamp (Feldcamp) is performed to generate three-dimensional volume data of the region of interest.
kamp) method for a series of image reconstruction processing,
An overview is given with reference to FIGS. First, as shown in FIG. 2, an X-ray tube R and a flat panel X-ray detector D are placed around a scanning center axis Z set substantially at the center of a region of interest of the subject M with the subject M interposed therebetween. By synchronizing and scanning so as to make one rotation in the same plane to move, an image of the region of interest of the subject M is taken, and a group of the region of interest of the subject M detected at each scan position is scanned. To obtain the projection data. Next, a predetermined first weighting process described later is individually performed on the group of projection data. Next, a predetermined convolution process described later is performed on each projection data after the first weighting process. Next, a predetermined second weighting process, which will be described later, is performed on each projection data after the convolution process. Next, the projection data after the second weighting processing is individually processed by a predetermined back projection (back projection: BP) described later to generate a BP image (three-dimensional volume data). In this way, image reconstruction for generating three-dimensional volume data of the region of interest is performed. The operator can select an image of an arbitrary tomographic plane from the three-dimensional volume data to view the selected tomographic image (tomographic image viewed from the scanning center axis (Z-axis) direction).
【００４７】画像処理部５１は、図１に示すように、撮
影により得られた一群の投影データを個別に所定の第１
の重み付け処理を行なう第１の重み付け処理部５３と、
この第１の重み付け処理後の各投影データに対して所定
のコンボリューション処理を施すコンボリューション処
理部５４と、このコンボリューション処理後の各投影デ
ータに対して所定の第２の重み付け処理を行なう第２の
重み付け処理部５５と、この第２の重み付け処理した後
の投影データを個別に所定の逆投影（バックプロジェク
ション：ＢＰ）処理してＢＰ像（３次元ボリュームデー
タ）を生成する逆投影処理部５６とを備えている。As shown in FIG. 1, the image processing section 51 individually converts a group of projection data obtained by photography into a predetermined first data.
A first weighting processing unit 53 for performing weighting processing of
A convolution processing unit 54 for performing a predetermined convolution process on each of the projection data after the first weighting process, and a second convolution process for performing a predetermined second weighting process on each of the projection data after the convolution process 2 weighting processing unit 55, and a back projection processing unit that individually performs predetermined back projection (back projection: BP) processing on the projection data after the second weighting processing to generate a BP image (three-dimensional volume data) 56.
【００４８】第１の重み付け処理部５３は、撮影により
得られた一群の投影データを個別に所定の第１の重み付
け処理（リング補正、余弦補正）を行なう。具体的に
は、図６に示すように、走査各位置でフラットパネル型
Ｘ線検出器Ｄで検出された各投影データに対して、フラ
ットパネル型Ｘ線検出器Ｄの各画素行ｉごとにビュー方
向の画素検出レベル変動を補正する、いわゆる、リング
補正を行なう。なお、図６に示すように、被検体Ｍに向
けてＸ線管Ｒから照射されるコーンビーム状のＸ線の中
心点が、常に、被検体Ｍの特定断層面の中心点Ｏ（走査
中心軸Ｚ上の点でもある）を透過して、フラットパネル
型Ｘ線検出器Ｄの検出面の中心点に垂直に入射されるよ
うになっている。The first weighting processing section 53 individually performs a predetermined first weighting process (ring correction and cosine correction) on a group of projection data obtained by photographing. Specifically, as shown in FIG. 6, for each projection data detected by the flat panel X-ray detector D at each scanning position, for each pixel row i of the flat panel X-ray detector D, A so-called ring correction for correcting the pixel detection level fluctuation in the view direction is performed. As shown in FIG. 6, the center point of the cone beam-shaped X-ray emitted from the X-ray tube R toward the subject M is always the center point O (the scanning center) of the specific tomographic plane of the subject M. (Which is also a point on the axis Z) and is incident perpendicularly to the center point of the detection surface of the flat panel X-ray detector D.
【００４９】続いて、第１の重み付け処理部５３は、図
６に示すように、リング補正後の投影データに対して、
次に示す式（１）に基づく余弦補正を行なう。ただし、
ＲＤは、Ｘ線管Ｒからフラットパネル型Ｘ線検出器Ｄま
での距離である。cos θ＝ＲＤ／（ＲＤ2 ＋Ｙj2 ＋Ｚj
2 ）1/2 …… （１）つまり、各画素に式（１）のcos
θをかけて余弦補正を行なう。例えば、画素Ｄijは、
Ｙj ・cos θとすることで、余弦補正後の画素値が求め
られる。これはビューによらず一定であるので、余弦補
正テーブルとして予め作られている。このようにして、
余弦補正後の投影データを算出する（図７には、「余弦
補正後投影像：ＳＣ（ｉ，ｊ）」として図示してい
る）。Subsequently, as shown in FIG. 6, the first weighting processing unit 53 applies
Cosine correction is performed based on the following equation (1). However,
RD is the distance from the X-ray tube R to the flat panel X-ray detector D. cos θ = RD / (RD 2 + Yj 2 + Zj
2 ) 1/2 ... (1) In other words, the cos of equation (1) is assigned to each pixel.
Multiply cosine by θ. For example, the pixel Dij is
By setting Yj · cos θ, the pixel value after cosine correction is obtained. Since this is constant regardless of the view, it is created in advance as a cosine correction table. In this way,
The projection data after the cosine correction is calculated (shown as “projected image after cosine correction: SC (i, j)” in FIG. 7).
【００５０】コンボリューション処理部５４は、第１の
重み付け処理後の各投影データ、すなわち、余弦補正後
投影像：ＳＣ（ｉ，ｊ）に対して所定のコンボリューシ
ョン処理を施す。実空間で行なうコンボリューション処
理は、フーリエ空間で行なうフィルタリング処理と同等
であるので、ここでは説明の便宜上、上述の所定コンボ
リューション処理を、フーリエ空間で行なうフィルタリ
ング処理（図７に示す｜ω｜（絶対値オメガ）フィルタ
リング処理と、ローパスフィルタリング処理）として説
明するものとする。なお、最初にコンボリューション処
理部５４での｜ω｜フィルタリング処理について説明
し、その後にコンボリューション処理部５４でのローパ
スフィルタリング処理について説明する。The convolution processing section 54 performs a predetermined convolution process on each projection data after the first weighting process, that is, a projection image after cosine correction: SC (i, j). Since the convolution process performed in the real space is equivalent to the filtering process performed in the Fourier space, for the sake of convenience of description, the above-described predetermined convolution process is performed in the Fourier space by the filtering process (| ω | (Absolute value omega) filtering process and low-pass filtering process). Note that the | ω | filtering process in the convolution processing unit 54 will be described first, and then the low-pass filtering process in the convolution processing unit 54 will be described.
【００５１】まず、コンボリューション処理部５４での
｜ω｜フィルタリング処理について説明する。コンボリ
ューション処理部５４は、フラットパネル型Ｘ線検出器
Ｄのｉ行ごとに横方向に１次元フーリエ変換を行ない、
フーリエ面像ＳＣＦ（ｉ，ω）を生成する１次元フーリ
エ変換部と、１次元フーリエ変換したフーリエ面像ＳＣ
Ｆ（ｉ，ω）に対して｜ω｜フィルタリングを施すフィ
ルタリング部と、このフィルタリング部でフィルタリン
グした後のフーリエ面像ＳＣＦ´（ｉ，ω）を１次元逆
フーリエ変換して実空間データに戻す１次元逆フーリエ
変換部とを備えている。First, the | ω | filtering processing in the convolution processing section 54 will be described. The convolution processing unit 54 performs a one-dimensional Fourier transform in the horizontal direction for each i row of the flat panel X-ray detector D,
A one-dimensional Fourier transform unit for generating a Fourier plane image SCF (i, ω), and a one-dimensional Fourier-transformed Fourier plane image SC
A filtering unit for performing | ω | filtering on F (i, ω), and a one-dimensional inverse Fourier transform of the Fourier plane image SCF ′ (i, ω) filtered by the filtering unit to return to real space data A one-dimensional inverse Fourier transform unit.
【００５２】フィルタリング部は、図７に示すように、
１次元フーリエ変換したフーリエ面像ＳＣＦ（ｉ，ω）
のｉ行方向に等方的に高周波領域を低減して高周波ノイ
ズ分を抑制するフィルタとデータ収集走査形態に依存す
るフィルタとにより構成される｜ω｜フィルタリング部
を備えている。なお、上述のデータ収集走査形態に依存
するフィルタは、フィルタリング後のフーリエ面像ＳＣ
Ｆ´（ｉ，ω）を１次元逆フーリエ変換する際に、直流
成分が強調されて生成されるのを抑制しており、直流成
分が強調されることに起因する偽像を低減しているので
ある。The filtering unit, as shown in FIG.
One-dimensional Fourier-transformed Fourier surface image SCF (i, ω)
| Ω | filtering unit configured by a filter that isotropically reduces a high-frequency region in the i-row direction to suppress high-frequency noise components and a filter that depends on a data collection scanning mode. Note that a filter depending on the above-described data collection scanning mode is a Fourier plane image SC after filtering.
When performing a one-dimensional inverse Fourier transform on F ′ (i, ω), the generation of the DC component is enhanced, thereby suppressing a false image caused by the enhancement of the DC component. It is.
【００５３】ここで、１次元フーリエ空間でフィルタリ
ング処理を行なうことの意味合いについて説明する。１
次元フーリエ空間でフィルタリング処理を行なうこと
は、数学的には次に示す式（２）で示される。なお、Ｓ
ＣＦ´（ｉ，ω）はフィルタリング処理された後の１次
元フーリエ面像であり、Ｍ（ωi ）は上述したフィルタ
リング部のフィルタ特性を示す関数である。 ＳＣＦ´（ｉ，ω）＝ＳＣＦ（ｉ，ω）×Ｍ（ωi ） … （２）Here, the meaning of performing the filtering process in the one-dimensional Fourier space will be described. 1
Performing the filtering process in the dimensional Fourier space is mathematically represented by the following equation (2). Note that S
CF ′ (i, ω) is a one-dimensional Fourier plane image after the filtering process, and M (ωi) is a function indicating the filter characteristic of the above-described filtering unit. SCF '(i, ω) = SCF (i, ω) × M (ωi) (2)
【００５４】なお、Ｍ（ωi ）は、前述の２個のフィル
タ特性を表す関数の積として次に示す式（３）のように
表される。 Ｍ（ωi ）＝Ｍｉ（ωi ）・Ｍω（ωｉ） … （３） 式（３）に示した各フィルタ関数系の典型例について、
以下に示す。Note that M (ωi) is expressed by the following equation (3) as the product of the above-mentioned functions representing the two filter characteristics. M (ωi) = Mi (ωi) · Mω (ωi) (3) For a typical example of each filter function system shown in Expression (3),
It is shown below.
【００５５】Ｍｉ（ωi ）は、図８（ａ）に示すような
フィルタ特性を有しており、次に示す式（４）〜（６）
で表される。 Ｍｉ（ωi ）＝１ （ωi ＜ＣＦＲ−ＷＦＲ／２である場合） … （４） Ｍｉ（ωi ）＝｛１−sin（（ωi −ＣＦＲ）・π／ＷＦＲ）｝／２ （ＣＦＲ−ＷＦＲ／２＜ωi ＜ＣＦＲ＋ＷＦＲ／２である場合） … （５） Ｍｉ（ωi ）＝０ （ＣＦＲ＋ＷＦＲ／２＜ωi である場合） … （６） ただし、高周波成分が図８（ａ）に示すように滑らかに
減衰する正弦波状関数型にした。ＣＦＲはカットオフ周
波数であり、ＷＦＲはフィルタ強度の遷移全周波数幅で
ある（図８（ａ）参照）。このＭｉ（ωi ）は、１次元
フーリエ空間での高周波成分を削除するものである。Mi (ωi) has a filter characteristic as shown in FIG. 8A, and the following equations (4) to (6)
It is represented by Mi (ωi) = 1 (when ωi <CFR-WFR / 2) (4) Mi (ωi) = {1−sin ((ωi−CFR) · π / WFR)} / 2 (CFR−WFR / 2 <ωi <CFR + WFR / 2) (5) Mi (ωi) = 0 (CFR + WFR / 2 <ωi) (6) However, the high-frequency component is smooth as shown in FIG. A sinusoidal function type that attenuates to CFR is the cutoff frequency, and WFR is the entire frequency width of the transition of the filter strength (see FIG. 8A). This Mi (ωi) removes high frequency components in the one-dimensional Fourier space.
【００５６】Ｍω（ωｉ）は、図８（ｂ）に示すような
フィルタ特性を有しており、次に示す式（７）で表され
る。 Ｍω（ωｉ）＝｜ωｉ｜ … （７）Mω (ωi) has a filter characteristic as shown in FIG. 8B, and is expressed by the following equation (7). Mω (ωi) = | ωi | (7)
【００５７】なお、図８（ａ），（ｂ）には、横軸のプ
ラス方向の特性のみを図示しているが、横軸のマイナス
方向の特性は、縦軸を中心に横軸のプラス方向の特性を
線対称させたものと同じであるので、図示省略してい
る。FIGS. 8A and 8B show only the characteristics in the positive direction of the horizontal axis, but the characteristics in the negative direction of the horizontal axis indicate the positive characteristics of the horizontal axis around the vertical axis. Since the direction characteristics are the same as those obtained by making the characteristics symmetrical with respect to the line, they are not shown.
【００５８】図７に戻って、１次元逆フーリエ変換部
は、｜ω｜フィルタリング部で｜ω｜フィルタリングし
た後のフーリエ面像ＳＣＦ´（ｉ，ω）を１次元逆フー
リエ変換して実空間データに戻して、コンボリューショ
ン後の投影像ＳＣ´（ｉ，ｊ）を生成する。Returning to FIG. 7, the one-dimensional inverse Fourier transform unit performs one-dimensional inverse Fourier transform on the Fourier plane image SCF ′ (i, ω) after the | ω | Returning to the data, a convoluted projection image SC ′ (i, j) is generated.
【００５９】次に、コンボリューション処理部５４での
ローパスフィルタリング処理について説明する。このコ
ンボリューション処理部５４は、さらに、図７に示すコ
ンボリューション後の投影像ＳＣ´（ｉ，ｊ）のｉ行方
向の画素に対して、そのｉ行方向の画素が投影される走
査中心軸（Ｚ方向）上の場所に応じたローパスフィルタ
をかけるフーリエ空間ローパスフィルタリング部を備え
ている。なお、このローパスフィルタは、ガウス型のロ
ーパスフィルタ特性を有するものである。ここで、この
ローパスフィルタリングの必要性について以下に説明す
る。Next, the low-pass filtering processing in the convolution processing section 54 will be described. The convolution processing unit 54 further scans the pixel in the i-th row direction of the projected image SC ′ (i, j) after the convolution shown in FIG. It is provided with a Fourier space low-pass filtering unit that applies a low-pass filter according to the location on the (Z direction). The low-pass filter has a Gaussian low-pass filter characteristic. Here, the necessity of the low-pass filtering will be described below.
【００６０】走査各位置における投影データ全てについ
て、図７に示す｜ω｜フィルタリング処理だけを行な
い、この処理後のコンボリューション後投影像ＳＣ´
（ｉ，ｊ）の画素行ｉの近傍行の部分を逆投影（ＢＰ）
処理して得た３次元ボリュームデータを３次元フーリエ
変換した３次元フーリエ変換データ（３次元フーリエ分
布像）について見てみる。図１０（ａ）に示すように、
例えば、フラットパネル型Ｘ線検出器Ｄの中心に近い画
素行ｉn-m と検出面の中心から離れた画素行ｉn とにお
ける各３次元フーリエ変換データ（３次元フーリエ分布
像）には、図１０（ｂ），（ｃ）に示すように、ωＺ軸
を軸心とし互いの中心角の先端がフーリエ空間座標の原
点で交わる２つの欠損円錐（ミッシングコーン：Missin
g Cone）ＭＳが存在している。この２つの欠損円錐ＭＳ
は、データが欠落して存在していないものである。ま
た、この２つの欠損円錐ＭＳの大きさ（体積）は、フラ
ットパネル型Ｘ線検出器Ｄの画素行ｉごとに異なってい
る。すなわち、Ｘ線管Ｒから照射されるコーンビームＸ
線の中心と、フラットパネル型Ｘ線検出器Ｄの走査中心
軸方向（Ｚ軸）に並ぶ各画素行ｉとを結ぶ対向パスが、
Ｘ線管Ｒのコーンビーム状Ｘ線の中心点と被検体Ｍの特
定断層面の中心点Ｏとフラットパネル型Ｘ線検出器Ｄの
中心点おける画素行ｉ0 とを結ぶ直線（以下、適宜に照
射基準線Ｒefと呼ぶ）に対して傾いている角度分の大き
さに比例して、欠損円錐ＭＳの中心角および体積が大き
くなっている。Only the | ω | filtering processing shown in FIG. 7 is performed on all the projection data at each scanning position, and the post-convolution projection image SC ′ after this processing is performed.
Back projection (BP) of a portion of a row near pixel row i of (i, j)
Let's look at three-dimensional Fourier transform data (three-dimensional Fourier distribution image) obtained by three-dimensional Fourier transform of the three-dimensional volume data obtained by the processing. As shown in FIG.
For example, each three-dimensional Fourier transform data in a pixel row i n away from the center of the detection surface as the pixel row i nm near the center of the flat panel X-ray detector D (3-dimensional Fourier distribution image) is 10 As shown in (b) and (c), two missing cones (missing cones: Missing cones) with the ωZ axis as the axis and the tips of the center angles of each other intersect at the origin of Fourier space coordinates
g Cone) MS is present. These two missing cones MS
Is missing data and does not exist. Further, the size (volume) of the two missing cones MS differs for each pixel row i of the flat panel X-ray detector D. That is, the cone beam X emitted from the X-ray tube R
An opposing path connecting the center of the line and each pixel row i arranged in the scanning center axis direction (Z axis) of the flat panel X-ray detector D is as follows:
A straight line connecting the center point of the cone beam X-ray of the X-ray tube R, the center point O of the specific tomographic plane of the subject M, and the pixel row i 0 at the center point of the flat panel X-ray detector D (hereinafter, appropriately) The center angle and volume of the missing cone MS increase in proportion to the magnitude of the angle inclined with respect to the irradiation reference line Ref).
【００６１】図１０（ｂ）に示すように、Ｘ線管Ｒと、
フラットパネル型Ｘ線検出器Ｄの検出面の中心に近い画
素行ｉn-m とを結ぶ対向パスは、照射基準線Ｒefに対し
てθ n-m だけ傾いており、その角度は比較的小さいの
で、走査各位置における対向パスの不一致分は小さくと
なっており、欠損円錐ＭＳは中心角が小さく体積の小さ
いものとなっている。なお、上述のｍ，ｎは整数であ
り、ｍ＜ｎとなっている。図１０（ｃ）に示すように、
Ｘ線管Ｒと、フラットパネル型Ｘ線検出器Ｄの検出面の
中心から離れた画素行ｉn とを結ぶ対向パスは、照射基
準線Ｒefに対してθ n 傾いており、その角度は比較的大
きいので、走査各位置における対向パスの不一致分は大
きくとなっており、欠損円錐ＭＳは中心角が大きく体積
の大きいものとなっている。このように、フーリエ空間
ローパスフィルタリング部は、図１０に示すように、フ
ラットパネル型Ｘ線検出器Ｄの中心から離れた画素行ほ
ど体積が大きくなる欠損円錐ＭＳの影響を低減させるよ
うに、画素行ｉごとに応じたローパスフィルタをかける
ことが特徴となっている。As shown in FIG. 10B, an X-ray tube R,
Image close to the center of the detection surface of flat panel X-ray detector D
Element inm And the opposite path connecting to the irradiation reference line Ref
And θ nmThe angle is relatively small
Therefore, the mismatch between the opposing paths at each scanning position should be small.
The missing cone MS has a small central angle and a small volume.
It has become a bad thing. Note that the above m and n are integers.
M <n. As shown in FIG.
The X-ray tube R and the detection surface of the flat panel X-ray detector D
Pixel row i off centernThe opposite path connecting
Θ to the reference line Ref nTilted and the angle is relatively large
Therefore, the discrepancy between opposing paths at each scanning position is large.
The central cone of the missing cone MS is large and the volume is large.
Has become a big thing. Thus, the Fourier space
The low-pass filtering unit, as shown in FIG.
A pixel row away from the center of the rat panel X-ray detector D
Reduce the effect of the large cone MS
Apply a low-pass filter according to each pixel row i
It is characteristic.
【００６２】具体的には、図９，図１０に示すように、
フーリエ空間ローパスフィルタリング部は、照射基準線
Ｒefと、フラットパネル型Ｘ線検出器Ｄの各画素行ｉn
とＸ線管Ｒとを結ぶ投影線とからなる開き角度をα（α
＝θn ）とし、その画素行ｉ n の投影データに対して、
ｓｉｎ（θn ）に比例するぼかしとしてのローパスフィ
ルタリングを行なう。例えば、図９（ａ）に示すよう
に、フラットパネル型Ｘ線検出器Ｄの画素行ｉm に対し
てｓｉｎ（θm ）に比例するぼかしを行なう、すなわ
ち、Ｘ線管Ｒからフラットパネル型Ｘ線検出器Ｄまでの
距離ＲＤにｔａｎθ m をかけたもの、つまり照射基準線
Ｒefから画素行ｉm までの距離（＝ＲＤ・tan θm ）に
ある画素行ｉm に対して、ｓｉｎ（θm ）に比例するガ
ウス型のローパスフィルタをかけて、｜ｓｉｎ（θ）｜
に比例するぼかし程度（ＦＷＨＭ：半値幅）でローパス
フィルタリングを行なう。図９（ｂ）には、｜ｓｉｎ
（θ）｜に比例するぼかし程度（ＦＷＨＭ：半値幅）特
性を示す。なお、縦軸をフラットパネル型Ｘ線検出器Ｄ
の画素行ｉとし、横軸をぼかし程度（ＦＷＨＭ：半値
幅）とする。Specifically, as shown in FIGS. 9 and 10,
Fourier space low-pass filtering section
Ref and each pixel row i of the flat panel X-ray detector Dn
And the projection line connecting the X-ray tube R to α (α
= Θn ), And the pixel row i nFor the projection data of
sin (θn Low-pass filter as a blur proportional to)
Perform the rutaring. For example, as shown in FIG.
The pixel row i of the flat panel X-ray detector DmAgainst
T sin (θm Performs a blur proportional to
And from the X-ray tube R to the flat panel X-ray detector D
Tanθ for distance RD m , That is, the irradiation reference line
Pixel row i from RefmDistance to (= RD · tan θm )
A pixel row imFor sin (θm ) Proportional to
By applying a low-pass filter of the muscular type, | sin (θ) |
Low pass with blur level (FWHM: half width) proportional to
Perform filtering. In FIG. 9B, | sin
(Θ) | Degree of blur proportional to (FWHM: half width)
Shows sex. The vertical axis represents the flat panel X-ray detector D.
And the horizontal axis is the degree of blur (FWHM: half value
Width).
【００６３】図１０（ｂ）に示すように、フラットパネ
ル型Ｘ線検出器Ｄの検出面の中心に近い画素行ｉn-m で
は、欠損円錐が小さくその影響は小さいので、ぼかし程
度（ＦＷＨＭ：半値幅）は小さく、すなわち、ωＺ軸の
高周波成分をカットする量（図中の白抜き部分）を小さ
くしている。また、図１０（ｃ）に示すように、フラッ
トパネル型Ｘ線検出器Ｄの検出面の中心から離れた画素
行ｉn では、欠損円錐が大きくその影響は大きいので、
ぼかし程度（ＦＷＨＭ：半値幅）は大きく、すなわち、
ωＺ軸の高周波成分をカットする量（図中の白抜き部
分）を大きくしている。As shown in FIG. 10B, in the pixel row i nm close to the center of the detection surface of the flat panel X-ray detector D, the defect cone is small and its influence is small, so that the degree of blur (FWHM: half) Value width) is small, that is, the amount of cutting the high frequency component of the ωZ axis (the white portion in the figure) is reduced. Further, as shown in FIG. 10 (c), the pixel row i n away from the center of the detection surface of the flat panel X-ray detector D, since missing cone is large the influence is large,
The degree of blur (FWHM: half width) is large, that is,
The amount by which the high-frequency component on the ωZ axis is cut (the white portion in the figure) is increased.
【００６４】このように、フラットパネル型Ｘ線検出器
Ｄの中心から走査中心軸（Ｚ軸）方向に離れた画素行ｉ
程大きく現れる欠損円錐ＭＳを、その程度に応じて適切
にローパスフィルタリングして低減させることができ、
これにより、後段の逆投影処理部５６でコンボリューシ
ョン後の投影像を後述の逆投影して生成する３次元ボリ
ュームデータにおける偽像を低減しているのである。な
お、上述したコンボリューション処理部５４はこの発明
における画像処理部に相当する。As described above, the pixel row i separated from the center of the flat panel X-ray detector D in the scanning central axis (Z-axis) direction.
The loss cone MS appearing as large as possible can be appropriately low-pass filtered and reduced according to the degree thereof,
As a result, a false image in three-dimensional volume data generated by back-projecting a projection image after convolution by the back-projection processing unit 56 at a later stage, which will be described later, is reduced. The convolution processing section 54 described above corresponds to the image processing section in the present invention.
【００６５】第２の重み付け処理部５５は、走査各位置
におけるコンボリューション処理後の投影データＳＣ´
（ｉ，ｊ）に対して所定の第２の重み付け処理を行な
う。具体的には、次に示す式（８）に従って、被検体固
定座標系での３次元画素ポイント：Ｐ（ｌ，ｍ，ｎ）の
重み関数Ｗ（ｌ，ｍ，ｎ）を計算する（図１１参照）。
ただし、Ｈは、画素ポイントＰ（ｌ，ｍ，ｎ）からＸ軸
に下ろした垂線の位置である。 Ｗ（ｌ，ｍ，ｎ）＝ＲＯ2 ／（ＲＯ＋ＯＨ）2 … （８）The second weighting processing unit 55 outputs the projection data SC ′ after the convolution processing at each scanning position.
A predetermined second weighting process is performed on (i, j). Specifically, a weighting function W (l, m, n) of a three-dimensional pixel point: P (l, m, n) in the object fixed coordinate system is calculated according to the following equation (8) (FIG. 11).
Here, H is a position of a perpendicular line lowered from the pixel point P (l, m, n) to the X axis. W (l, m, n) = RO 2 / (RO + OH) 2 (8)
【００６６】続いて、第２の重み付け処理部５５は、図
１２に示すように、３次元画素ポイント：Ｐ（ｌ，ｍ，
ｎ）の投影像ＳＣ´（ｉ，ｊ）上での座標（Ｉ，Ｊ）と
重み用の仮数（ａz ，ａy ）とを求める。このようにし
て、第２の重み付け処理を行なう。Subsequently, as shown in FIG. 12, the second weighting processing section 55 outputs a three-dimensional pixel point: P (l, m,
The coordinates (I, J) of the n) on the projected image SC ′ (i, j) and the mantissa (a z , a y ) for weight are obtained. Thus, the second weighting process is performed.
【００６７】次に、逆投影処理部５６は、第２の重み付
け処理後の投影データを個別に所定の逆投影（バックプ
ロジェクション：ＢＰ）処理してＢＰ像（３次元ボリュ
ームデータ）を生成する。具体的には、図１２に示すよ
うに、走査各位置で検出された、被検体Ｍの関心領域に
ついての一群の第２の重み付け処理後の投影データを、
撮影された被検体Ｍの関心領域に仮想的に設定される３
次元格子群Ｋの所定の格子点に逆投影して、関心領域の
３次元ボリュームデータを生成する画像再構成を行な
う、すなわち、上述の単純ＢＰ像を生成する。なお、図
１２に示す３次元格子群Ｋの各軸方向における最小単位
の格子間隔は、フラットパネル型Ｘ線検出器Ｄの画素ピ
ッチとの関係で決まる。すなわち、フラットパネル型Ｘ
線検出器Ｄはその画素が１０００×１０００の２次元マ
トリックス状に配置されていることから、３次元格子群
Ｋの各３軸（Ｘ，Ｙ，Ｚ軸）方向の格子点の最大設定数
はそれぞれ１０００となる。Next, the backprojection processing unit 56 individually performs predetermined backprojection (back projection: BP) processing on the projection data after the second weighting processing to generate a BP image (three-dimensional volume data). Specifically, as shown in FIG. 12, a group of projection data after the second weighting process for the region of interest of the subject M detected at each scanning position is
3 virtually set in the region of interest of the imaged subject M
The image is back-projected to a predetermined grid point of the dimensional grid group K to generate three-dimensional volume data of the region of interest, that is, the above-described simple BP image is generated. It should be noted that the minimum lattice spacing in each axis direction of the three-dimensional lattice group K shown in FIG. 12 is determined by the relationship with the pixel pitch of the flat panel X-ray detector D. That is, flat panel type X
Since the pixels of the line detector D are arranged in a two-dimensional matrix of 1000 × 1000, the maximum set number of grid points in each of three axes (X, Y, Z axes) of the three-dimensional grid group K is Each becomes 1000.
【００６８】具体的には、次に示す式（９）に従って、
線型補間演算とバックプロジェクションとを行なう。な
お、バックプロジェクション蓄積量をＩn（ｌ，ｍ，
ｎ）とし、前回までのバックプロジェクション蓄積量を
Ｉn-1（ｌ，ｍ，ｎ）とする。 Ｉn （l,m,n ）＝Ｉn-1 （l,m,n ）＋Ｗ（l,m,n ）×｛Ｗ11・ＳＣ´（Ｉ， Ｊ）＋Ｗ12・ＳＣ´（Ｉ，Ｊ＋１）＋Ｗ21・ＳＣ´（Ｉ＋ １，Ｊ）＋Ｗ22・ＳＣ´（Ｉ＋１，Ｊ＋１）｝ …（９）Specifically, according to the following equation (9),
Perform linear interpolation and back projection. Note that backprojection accumulation amount I n (l, m,
n), and the backprojection accumulation amount up to the previous time is represented by I n-1 (l, m, n). I n (l, m, n) = I n−1 (l, m, n) + W (l, m, n) × {W 11 · SC ′ (I, J) + W 12 · SC ′ (I, J + 1) ) + W 21 · SC' (I + 1, J) + W 22 · SC' (I + 1, J + 1)} ... (9)
【００６９】なお、投影像の画素間隔を１に規格化し
て、次に示す式（10）〜（13）のような乗算重み付け方
式の場合の重み関数を示す。 Ｗ11＝（１−ａz ）・（１−ａy ） …（10） Ｗ12＝（１−ａz ）・ａy …（11） Ｗ21＝ａz ・（１−ａy ） …（12） Ｗ22＝ａz ・ａy …（13）The weighting function in the case of the multiplication weighting method as shown in the following equations (10) to (13) is shown by normalizing the pixel interval of the projection image to 1. W 11 = (1- az ) · (1- ay ) (10) W 12 = (1- az ) · ay (11) W 21 = az · (1- ay ) ( 12) W 22 = a z · a y ... (13)
【００７０】３次元格子群Ｋの残りの所定の格子点につ
いても、前記と同様にして逆投影を行ない、さらに、走
査各位置ごと、すなわち、３６０°にわたって、これと
同様の逆投影を行なうことで、ＢＰ像（３次元ボリュー
ムデータ）が生成される。Back projection is performed for the remaining predetermined grid points of the three-dimensional grid group K in the same manner as described above, and the same back projection is performed for each scanning position, that is, over 360 °. Generates a BP image (three-dimensional volume data).
【００７１】画像情報記憶部５２は、逆投影処理部５６
で生成された３次元ボリュームデータを記憶しており、
操作部１０から任意の断層面の画像情報が選択される
と、その断層面の画像情報をモニタ６０に出力する。The image information storage unit 52 includes a back projection processing unit 56
Stores the three-dimensional volume data generated in
When image information of an arbitrary tomographic plane is selected from the operation unit 10, the image information of the tomographic plane is output to the monitor 60.
【００７２】モニタ６０は、画像情報記憶部５２に蓄積
された所定の画像情報を出力表示するものである。The monitor 60 outputs and displays predetermined image information stored in the image information storage section 52.
【００７３】以上、上述した実施例では、コンボリュー
ション処理部５４は、フラットパネル型Ｘ線検出器Ｄに
おける、走査中心軸方向（Ｚ軸）に対応する方向に直交
する画素行ごとの投影データに対して、その画素行が投
影される走査中心軸（Ｚ軸）上の場所に応じたローパス
フィルタリングを行なっているので、被検体Ｍの関心領
域のほぼ中心に位置し、かつ、走査中心軸（Ｚ軸）に直
交する中心面から、その走査中心軸（Ｚ軸）方向に離れ
た部位ほど大きく現れる偽像を、その程度に応じて適切
にローパスフィルタリングして低減することができ、走
査中心軸（Ｚ軸）方向に離れた部位における再構成偽像
を低減できる。As described above, in the above-described embodiment, the convolution processing section 54 converts the projection data for each pixel row in the flat panel X-ray detector D, which is orthogonal to the direction corresponding to the scanning center axis direction (Z axis). On the other hand, since the low-pass filtering is performed according to the location on the scanning central axis (Z axis) where the pixel row is projected, the pixel row is located substantially at the center of the region of interest of the subject M, and the scanning central axis ( A false image which appears larger in a portion away from the center plane orthogonal to the Z axis) in the direction of the scanning center axis (Z axis) can be appropriately low-pass filtered and reduced according to the degree of the false image. It is possible to reduce the reconstructed false image at a site separated in the (Z-axis) direction.
【００７４】コンボリューション処理部５４は、Ｘ線管
Ｒのビーム中心を走査中心軸（Ｚ軸）に直交するように
照射した照射基準線Ｒefと、フラットパネル型Ｘ線検出
器Ｄの画素行ｉとＸ線管Ｒとを結ぶ投影線とからなる開
き角度をα（＝θn ）とし、その画素行の投影データに
対して、ｓｉｎ（θn ）に比例するぼかしとしてのロー
パスフィルタリングを行なっているので、被検体Ｍの関
心領域のほぼ中心に位置し、かつ、走査中心軸（Ｚ軸）
に直交する中心面から、その走査中心軸（Ｚ軸）方向に
離れた部位ほど大きく現れる偽像を、その程度に応じて
適切にローパスフィルタリングして低減することがで
き、走査中心軸（Ｚ軸）方向に離れた部位における再構
成偽像を低減できる。The convolution processing unit 54 includes an irradiation reference line Ref that irradiates the beam center of the X-ray tube R so as to be orthogonal to the scanning center axis (Z axis), and a pixel row i of the flat panel X-ray detector D. An opening angle formed by the projection line connecting the X-ray tube R and the X-ray tube R is defined as α (= θ n ), and low-pass filtering is performed on the projection data of the pixel row as a blur proportional to sin (θ n ). Therefore, it is located substantially at the center of the region of interest of the subject M, and has a scanning center axis (Z axis).
Can be reduced by appropriately performing low-pass filtering in accordance with the degree of the false image, which appears in a portion that is farther away from the central plane in the direction of the scanning center axis (Z axis). (2) Reconstruction artifacts at sites separated in the direction can be reduced.
【００７５】また、上述の実施例では、フラットパネル
型Ｘ線検出器Ｄで検出した投影データの画素行ごとに、
ｓｉｎ（θn ）に比例するぼかしとしてのローパスフィ
ルタリングを行なっているが、フラットパネル型検出器
Ｄのゲート線の配列方向を走査中心軸（Ｚ軸）方向に対
応するように配置し、走査中心軸（Ｚ軸）方向に対応す
る所定数画素行における各ゲートを同時にオンすること
により、同時にこの所定数画素行についての複数画素分
の信号が読み出され、結果的に加算された信号が得られ
る（加算処理される）ことで、面検出器上でのｓｉｎ
（θn ）に比例するぼかしを行なうようにしてもよい。
これは、上述のローパスフィルタリングをかけたことと
等価なものである。したがって、所定数画素行にローパ
スフィルタリングがかかったデータ収集を、面検出器側
でその所定数画素行のデータを同時に読み出し制御する
ということでハードウエア的に実現できる。Further, in the above-described embodiment, for each pixel row of the projection data detected by the flat panel X-ray detector D,
Although low-pass filtering is performed as blurring in proportion to sin (θ n ), the arrangement direction of the gate lines of the flat panel detector D is arranged so as to correspond to the scanning center axis (Z axis) direction, and the scanning center By simultaneously turning on each gate in a predetermined number of pixel rows corresponding to the axis (Z-axis) direction, signals for a plurality of pixels in the predetermined number of pixel rows are simultaneously read out, and as a result, an added signal is obtained. (Addition processing), sin on the surface detector
A blur proportional to (θ n ) may be performed.
This is equivalent to applying the above-described low-pass filtering. Therefore, data collection in which low-pass filtering has been applied to a predetermined number of pixel rows can be realized in hardware by simultaneously reading out and controlling the data of the predetermined number of pixel rows on the surface detector side.
【００７６】なお、上述の実施例は、Ｘ線管Ｒおよびフ
ラットパネル型Ｘ線検出器Ｄを連続回転走査、例えば、
螺旋走査（ヘリカルスキャン）させるコーンビームＣＴ
においても適用可能である。In the above-described embodiment, the X-ray tube R and the flat panel X-ray detector D are continuously rotated by scanning, for example,
Cone beam CT for helical scan
It is applicable also in.
【００７７】この発明は、上記実施例に限られるもので
はなく、下記のように変形実施することができる。The present invention is not limited to the above embodiment, but can be modified as follows.
【００７８】（１）上述の実施例では、駆動部３０は、
被検体Ｍを挟んで、被検体Ｍの関心領域のほぼ中心に設
定される走査中心軸（Ｚ軸）周りに、Ｘ線管Ｒとフラッ
トパネル型Ｘ線検出器Ｄとを同期させて同一平面内で一
回転（少なくとも半回転）走査させて、Ｘ線ＣＴタイプ
のＸ線断層撮影を行なっているが、以下に説明するよう
な非ＣＴタイプ（Ｘ線管Ｒとフラットパネル型Ｘ線検出
器Ｄとを被検体の体軸周りに半回転以上させない）のＸ
線断層撮影を行なうための種々の走査を行えるようにし
てもよい。(1) In the above embodiment, the driving unit 30
The X-ray tube R and the flat panel X-ray detector D are synchronized on the same plane around a scanning center axis (Z axis) set substantially at the center of the region of interest of the subject M with the subject M interposed therebetween. X-ray tomography of the X-ray CT type is performed by scanning one rotation (at least half a rotation) within the X-ray detector, but the non-CT type (X-ray tube R and flat panel X-ray detector D is not rotated more than half a rotation around the body axis of the subject)
Various scans for performing line tomography may be performed.
【００７９】例えば、駆動部３０は、図１３（ａ）に示
すように、Ｘ線管Ｒとフラットパネル型Ｘ線検出器Ｄの
いずれか一方を第１方向に移動させるのと同期して、他
方を第１方向とは反対方向である第２方向に移動させる
ようにして、Ｘ線管Ｒとフラットパネル型Ｘ線検出器Ｄ
とを被検体Ｍを挟んで平行直線移動させた場合には、Ｘ
線管Ｒとフラットパネル型Ｘ線検出器Ｄとを被検体Ｍを
挟んで平行直線走査して、被検体Ｍの関心領域の３次元
ボリュームデータを生成する画像再構成を行なうための
非ＣＴタイプの断層撮影を行なうことができる。なお、
この直線走査の場合には、図１３（ａ）に示すように、
Ｘ線管Ｒのコーンビーム中心と走査中心軸であるＺ軸と
の角度は、走査各位置によって変化していく、つまり、
＋θmax〜−θmax の範囲で変化していくことになる。
そこで、Ｚ軸と走査所定位置でのＸ線管Ｒのコーンビー
ム中心とのなす角度を例えば２乗平均するなどして平均
角度θave を求める。そして、Ｚ軸とＸ線管Ｒのコーン
ビーム中心とのなす角度が、この求めた平均角度θave
に一致させた状態における、Ｚ軸に直交する水平線（直
線）ＨＬとフラットパネル型Ｘ線検出器Ｄの各画素行と
のなす角度をαとし、フラットパネル型Ｘ線検出器Ｄの
各画素行の投影データに対して、ｓｉｎ（α）に比例す
るぼかしとしてのローパスフィルタリングを行なうこと
で、開き角度（９０°−｜θ｜）ごとに大きさの異なる
欠損円錐による偽像を低減できる。なお、図１３（ａ）
に示すように、例えば、ある走査位置でのフラットパネ
ル型Ｘ線検出器Ｄの○で示す画素行の投影データと、そ
れとは別の走査位置でのフラットパネル型Ｘ線検出器Ｄ
の□で示す画素行（○で示す画素行とは異なる画素行）
の投影データとに対しては、αに対応する同一のローパ
スフィルタリングがかけられることになる。For example, as shown in FIG. 13A, the driving unit 30 synchronizes with moving one of the X-ray tube R and the flat panel X-ray detector D in the first direction, The X-ray tube R and the flat panel X-ray detector D are moved so that the other is moved in a second direction opposite to the first direction.
Are moved in parallel and straight lines across the subject M, X
Non-CT type for performing image reconstruction for generating a three-dimensional volume data of a region of interest of the subject M by scanning the line tube R and the flat panel type X-ray detector D in parallel with the subject M therebetween. Can be performed. In addition,
In the case of this linear scanning, as shown in FIG.
The angle between the center of the cone beam of the X-ray tube R and the Z axis which is the scanning center axis changes depending on each scanning position.
It changes within the range of + θmax to -θmax.
Thus, an average angle θave is determined by, for example, averaging the square between the Z axis and the center of the cone beam of the X-ray tube R at the predetermined scanning position. The angle between the Z axis and the center of the cone beam of the X-ray tube R is the average angle θave
[Alpha] is an angle between a horizontal line (straight line) HL orthogonal to the Z axis and each pixel row of the flat panel X-ray detector D in a state where the pixel rows of the flat panel X-ray detector D are matched. By performing low-pass filtering as blurring in proportion to sin (α) on the projection data of (1), false images due to missing cones having different sizes for each opening angle (90 ° − | θ |) can be reduced. FIG. 13 (a)
As shown in, for example, the projection data of a pixel row indicated by a circle of the flat panel X-ray detector D at a certain scanning position and the flat panel X-ray detector D at another scanning position
Pixel row indicated by □ (pixel row different from pixel row indicated by ○)
Is subjected to the same low-pass filtering corresponding to α.
【００８０】また、駆動部３０は、図１３（ｂ）に示す
ように、被検体Ｍの周りの円周軌道上に被検体Ｍを挟ん
で２つの円弧軌道を対向して設定し、両円弧軌道のいず
れか一方の円弧軌道上にＸ線管Ｒを移動させるのと同期
して、他方の円弧軌道上にフラットパネル型Ｘ線検出器
ＤをＸ線管Ｒとの間隔が一定になるように移動させる、
所謂、円弧走査を行なうようにした場合は、被検体Ｍを
挟んでＸ線管Ｒとフラットパネル型Ｘ線検出器Ｄとを個
別に円弧走査して、被検体Ｍの関心領域の３次元ボリュ
ームデータを生成する画像再構成を行なうための非ＣＴ
タイプの断層撮影を行なうことができる。なお、この円
弧走査の場合には、図１３（ｂ）に示すように、Ｘ線管
Ｒのコーンビーム中心と走査中心軸であるＺ軸との角度
は、走査各位置によって変化していく、つまり、＋θma
x 〜−θmax の範囲で変化していくことになる。そこ
で、Ｚ軸と走査所定位置でのＸ線管Ｒのコーンビーム中
心とのなす角度を例えば２乗平均するなどして平均角度
θave を求める。そして、Ｚ軸とＸ線管Ｒのコーンビー
ム中心とのなす角度が、この求めた平均角度θave に一
致させた状態における、Ｚ軸に直交する水平線（直線）
ＨＬとフラットパネル型Ｘ線検出器Ｄの各画素行とのな
す角度をαとし、フラットパネル型Ｘ線検出器Ｄの各画
素行の投影データに対して、ｓｉｎ（α）に比例するぼ
かしとしてのローパスフィルタリングを行なうことで、
開き角度（９０°−｜θ｜）ごとに大きさの異なる欠損
円錐による偽像を低減できる。なお、図１３（ｂ）に示
すように、例えば、ある走査位置でのフラットパネル型
Ｘ線検出器Ｄの○で示す画素行の投影データと、それと
は別の走査位置でのフラットパネル型Ｘ線検出器Ｄの□
で示す画素行（○で示す画素行とは異なる画素行）の投
影データとに対しては、αに対応する同一のローパスフ
ィルタリングがかけられることになる。Further, as shown in FIG. 13B, the drive unit 30 sets two arc trajectories on the circumferential trajectory around the subject M with the subject M interposed therebetween, and sets both arc trajectories. In synchronization with the movement of the X-ray tube R on one of the circular orbits, the flat panel X-ray detector D is moved on the other circular orbit so that the distance from the X-ray tube R is constant. Move to
When so-called circular scanning is performed, the X-ray tube R and the flat panel X-ray detector D are individually circularly scanned with the subject M interposed therebetween, and the three-dimensional volume of the region of interest of the subject M is scanned. Non-CT for performing image reconstruction to generate data
Types of tomography can be performed. In the case of this arc scanning, as shown in FIG. 13B, the angle between the center of the cone beam of the X-ray tube R and the Z axis which is the scanning central axis changes depending on each scanning position. That is, + θma
It will change within the range of x to -θmax. Thus, an average angle θave is determined by, for example, averaging the square between the Z axis and the center of the cone beam of the X-ray tube R at the predetermined scanning position. Then, a horizontal line (straight line) orthogonal to the Z axis in a state where the angle between the Z axis and the center of the cone beam of the X-ray tube R matches the obtained average angle θave.
The angle between HL and each pixel row of the flat panel X-ray detector D is α, and the projection data of each pixel row of the flat panel X-ray detector D is blurred in proportion to sin (α). By performing low-pass filtering of
False images due to missing cones having different sizes for each opening angle (90 ° − | θ |) can be reduced. As shown in FIG. 13B, for example, the projection data of a pixel row indicated by a circle of the flat panel X-ray detector D at a certain scanning position and the flat panel X-ray detector at another scanning position are different from the projection data. □ of line detector D
The same low-pass filtering corresponding to α is applied to the projection data of the pixel row indicated by (the pixel row different from the pixel row indicated by ○).
【００８１】また、上述の直線走査や円弧走査の場合の
非ＣＴタイプの断層撮影において、フラットパネル型Ｘ
線検出器Ｄの各画素行の投影データに対して、Ｘ線管Ｒ
に近いＺ軸上の場所ほど通過周波数が低くなるローパス
フィルタリングをかけるようにしてもよい。In the non-CT type tomography in the case of the above-described linear scanning and arc scanning, the flat panel X
An X-ray tube R is applied to the projection data of each pixel row of the line detector D.
, A low-pass filtering may be applied so that the pass frequency becomes lower as the position is closer to the Z-axis.
【００８２】また、駆動部３０は、図１４に示すよう
に、被検体Ｍを挟んでＸ線管Ｒとフラットパネル型Ｘ線
検出器Ｄとを被検体Ｍを挟んで対向して平行配置される
両平行面のいずれか一方の平行面内でＸ線管Ｒを回転移
動させるのと同期して、他方の平行面内でＸ線管Ｒの回
転方向とは反対方向にフラットパネル型Ｘ線検出器Ｄを
回転移動させる、所謂、円形走査を行なうようにした場
合は、Ｘ線管Ｒとフラットパネル型Ｘ線検出器Ｄとを個
別に被検体Ｍを挟む両平行面の各平行面内で回転走査し
て、被検体Ｍの関心領域の３次元ボリュームデータを生
成する画像再構成を行なうための非ＣＴタイプの断層撮
影を行なうことができる。なお、この円形走査の場合に
は、図１４に示すように、走査中心軸であるＺ軸に直交
する水平線（直線）ＨＬとフラットパネル型Ｘ線検出器
Ｄの各画素行とのなす角度をαとし、フラットパネル型
Ｘ線検出器Ｄの各画素行の投影データに対して、ｓｉｎ
（α）に比例するぼかしとしてのローパスフィルタリン
グを行なうことで、開き角度αごとに大きさの異なる欠
損円錐による偽像を低減できる。As shown in FIG. 14, the drive unit 30 is arranged in parallel with the X-ray tube R and the flat panel X-ray detector D opposite to each other across the subject M. Synchronously with the rotational movement of the X-ray tube R in one of the two parallel planes, the flat panel X-ray in the opposite direction to the rotation direction of the X-ray tube R in the other parallel plane. When the detector D is rotated and moved, that is, so-called circular scanning is performed, the X-ray tube R and the flat panel X-ray detector D are individually placed in parallel planes of the two parallel planes sandwiching the subject M. To perform non-CT type tomography for performing image reconstruction for generating three-dimensional volume data of the region of interest of the subject M. In the case of this circular scanning, as shown in FIG. 14, the angle formed between a horizontal line (straight line) HL orthogonal to the Z axis, which is the scanning central axis, and each pixel row of the flat panel X-ray detector D. α, and the projection data of each pixel row of the flat panel X-ray detector D is sin
By performing low-pass filtering as a blur proportional to (α), it is possible to reduce a false image due to a missing cone having a different size for each opening angle α.
【００８３】また、上述の回転走査の場合の非ＣＴタイ
プの断層撮影において、フラットパネル型Ｘ線検出器Ｄ
の各画素行の投影データに対して、角度αが小さいほど
通過周波数が低くなるローパスフィルタリングをかける
ようにしてもよい。In the non-CT type tomography in the case of the above-described rotational scanning, the flat panel X-ray detector D
May be applied to the projection data of each pixel row in such a manner that the lower the angle α, the lower the pass frequency.
【００８４】また、図１３，図１４に示すように非ＣＴ
タイプの断層撮影装置において、Ｘ線管Ｒから照射され
るコーンビーム状のＸ線の中心点が、常に、被検体Ｍの
特定断層面の中心点Ｏを透過してフラットパネル型Ｘ線
検出器Ｄの検出面の中心点に垂直に入射されるように、
Ｘ線管Ｒとフラットパネル型Ｘ線検出器Ｄとを対向させ
ているが、このフラットパネル型Ｘ線検出器Ｄの検出面
を被検体Ｍの断層面と平行になるようにしておいてもよ
い。As shown in FIGS. 13 and 14, the non-CT
In the tomography apparatus of the type, the center point of the cone beam-shaped X-ray emitted from the X-ray tube R always passes through the center point O of the specific tomographic plane of the subject M, and the flat panel X-ray detector D so that it is perpendicularly incident on the center point of the detection surface of D,
Although the X-ray tube R and the flat panel X-ray detector D are opposed to each other, the detection surface of the flat panel X-ray detector D may be parallel to the tomographic plane of the subject M. Good.
【００８５】また、Ｘ線管Ｒおよびフラットパネル型Ｘ
線検出器Ｄを移動させるようにして走査しているが、例
えば、Ｘ線管Ｒを固定としフラットパネル型Ｘ線検出器
Ｄと被検体Ｍとを移動させて走査したり、フラットパネ
ル型Ｘ線検出器Ｄを固定としＸ線管Ｒと被検体Ｍとを移
動させて走査したりするなど、Ｘ線管Ｒとフラットパネ
ル型Ｘ線検出器Ｄと被検体Ｍとのうちのいずれか２つを
移動させるようにして走査してもよい。The X-ray tube R and the flat panel type X
The scanning is performed by moving the X-ray detector D. For example, the X-ray tube R is fixed and the flat-panel X-ray detector D and the subject M are moved for scanning. Any one of the X-ray tube R, the flat panel X-ray detector D, and the subject M, such as scanning while moving the X-ray tube R and the subject M with the X-ray detector D fixed. You may scan by moving one.
【００８６】（２）上述の実施例のコンボリューション
処理部５４では、｜ω｜フィルタリング後にローパスフ
ィルタリングを行なっているが、｜ω｜フィルタリング
とローパスフィルタリングの演算順序はどちらが先でも
構わない。また、上述の実施例では、｜ω｜フィルタリ
ングとローパスフィルタリングとの双方をフーリエ空間
上で行なっているが、この双方を実空間上で行なっても
よいし、一方を実空間上で他方をフーリエ空間上で行な
ってもよい。また、上述の実施例では、ローパスフィル
タリングのフィルタ関数としてガウス型のフィルタ関数
を一例として採用しているが、正弦波形型のフィルタ関
数などガウス型以外のフィルタ関数を採用してもよい。(2) In the convolution processing section 54 of the above-described embodiment, low-pass filtering is performed after | ω | filtering. However, either of the calculation order of | ω | filtering and low-pass filtering may be performed first. Further, in the above-described embodiment, both the | ω | filtering and the low-pass filtering are performed on the Fourier space, but both may be performed on the real space, or one may be performed on the real space and the other may be performed on the Fourier space. It may be performed in space. Further, in the above-described embodiment, a Gaussian filter function is adopted as an example of a filter function of low-pass filtering, but a filter function other than Gaussian, such as a sine waveform filter function, may be adopted.
【００８７】（３）上述の実施例のコンボリューション
処理部５４では、フラットパネル型Ｘ線検出器Ｄで検出
した投影データの画素行ごとに、ｓｉｎ（θn ）に比例
するぼかしとしてのローパスフィルタリングを行なって
いるが、コンボリューション処理部５４は、図１０に示
すように、Ｘ線源ＲのＸ線ビーム中心を走査中心軸（Ｚ
軸）に直交するように照射した照射基準線Ｒefから離れ
たフラットパネル型Ｘ線検出器Ｄの画素行ｉの投影デー
タほど、通過周波数が低くなるローパスフィルタリング
をかけるようにしてもよい。(3) In the convolution processing section 54 of the above-described embodiment, for each pixel row of the projection data detected by the flat panel X-ray detector D, low-pass filtering as a blur proportional to sin (θ n ) is performed. As shown in FIG. 10, the convolution processing unit 54 sets the X-ray beam center of the X-ray source R at the scanning center axis (Z
The projection data of the pixel row i of the flat panel X-ray detector D that is farther from the irradiation reference line Ref irradiated so as to be orthogonal to (axis) may be subjected to low-pass filtering in which the passing frequency becomes lower.
【００８８】具体的には、照射基準線Ｒefに近いフラッ
トパネル型Ｘ線検出器Ｄの画素行ｉの投影データに対し
ては、図１５（ａ）に示すように、通過周波数が高い
（例えばカットオフ周波数ＣＦＲ１である）ローパスフ
ィルタリングをかけ、殆ど高周波成分をカットせずに、
直流からカットオフ周波数ＣＦＲ１までを通過させるよ
うにする。次に、前記よりも照射基準線Ｒefから離れた
フラットパネル型Ｘ線検出器Ｄの画素行ｉの投影データ
に対しては、図１５（ｂ）に示すように、前記よりも通
過周波数を低くした（例えばカットオフ周波数ＣＦＲ２
である）ローパスフィルタリングをかけ、直流からカッ
トオフ周波数ＣＦＲ２までを通過させるようにする。次
に、前記よりもさらに照射基準線Ｒefから離れたフラッ
トパネル型Ｘ線検出器Ｄの画素行ｉの投影データに対し
ては、図１５（ｃ）に示すように、前記よりもさらに通
過周波数を低くした（例えばカットオフ周波数ＣＦＲ３
である）ローパスフィルタリングをかけ、直流からカッ
トオフ周波数ＣＦＲ３までを通過させるようにする。な
お、これらのカットオフ周波数は、ＣＦＲ３＜ＣＦＲ２
＜ＣＦＲ１の関係にある。このようにして、照射基準線
Ｒefから離れたフラットパネル型Ｘ線検出器Ｄの画素行
ｉの投影データほど、通過周波数が低くなるローパスフ
ィルタリングをかけるようにする。このようにした場合
でも、被検体Ｍの関心領域のほぼ中心に位置し、かつ、
走査中心軸（Ｚ軸）に直交する中心面から、その走査中
心軸（Ｚ軸）方向に離れた部位ほど大きく現れる偽像
を、その程度に応じて適切にローパスフィルタリングし
て低減することができ、走査中心軸（Ｚ軸）方向に離れ
た部位における再構成偽像を低減できる。More specifically, as shown in FIG. 15A, the pass frequency of the projection data of the pixel row i of the flat panel X-ray detector D close to the irradiation reference line Ref is high (for example, Low-pass filtering (which is the cutoff frequency CFR1) and almost no high-frequency components are cut,
Pass from DC to cutoff frequency CFR1. Next, as shown in FIG. 15B, for the projection data of the pixel row i of the flat panel X-ray detector D farther from the irradiation reference line Ref, the pass frequency is set lower than the above. (For example, the cutoff frequency CFR2
) Is applied with low-pass filtering so as to pass from DC to cutoff frequency CFR2. Next, as shown in FIG. 15C, for the projection data of the pixel row i of the flat panel X-ray detector D further away from the irradiation reference line Ref, as shown in FIG. (For example, the cutoff frequency CFR3
) Is subjected to low-pass filtering so as to pass from DC to cutoff frequency CFR3. Note that these cutoff frequencies are CFR3 <CFR2
<CFR1. In this way, low-pass filtering is performed such that the closer the projection data of the pixel row i of the flat panel X-ray detector D that is farther from the irradiation reference line Ref, the lower the pass frequency. Even in this case, it is located substantially at the center of the region of interest of the subject M, and
A false image that appears larger in a portion away from the center plane perpendicular to the scanning center axis (Z axis) in the direction of the scanning center axis (Z axis) can be appropriately low-pass filtered and reduced according to the degree. In addition, it is possible to reduce a reconstructed false image in a portion separated in the scanning center axis (Z-axis) direction.
【００８９】（４）上述の実施例では、面検出器として
フラットパネル型Ｘ線検出器Ｄを採用しているが、Ｘ線
ＣＣＤカメラやＩ．Ｉ管やイメージングプレートなど各
種の２次元面検出器を採用することもできる。(4) In the above embodiment, the flat panel type X-ray detector D is employed as the surface detector. Various two-dimensional surface detectors such as an I-tube and an imaging plate may be employed.
【００９０】（５）上述の実施例の断層撮影装置は、被
検体Ｍを人体などとして医療用に用いることもできる
し、被検体ＭをＢＧＡ（Ball Grid Array）基板やプリ
ント配線基板など各種の電子部品などとして非破壊検査
用に用いることもできる。(5) The tomography apparatus according to the above-described embodiment can use the subject M as a human body or the like for medical use, or can use the subject M as a BGA (Ball Grid Array) board or a printed wiring board. It can also be used for non-destructive inspection as an electronic component.
【００９１】（６）上述の実施例では、Ｘ線管Ｒによっ
てＸ線を被検体Ｍに照射しているが、Ｘ線に限らず、被
検体Ｍに対して透過性を有する例えば、ガンマ線、光な
どの電磁波を用いた場合であっても、同様の効果を有す
る。したがって、この発明の断層撮影装置は、Ｘ線断層
撮影装置に限定されるものではなく、Ｘ線以外で被検体
Ｍに対して透過性を有する電磁波を用いて断層撮影を行
なう断層撮影装置にも適用可能である。(6) In the above-described embodiment, the X-ray tube R irradiates the subject M with X-rays. However, the present invention is not limited to X-rays. Similar effects are obtained even when electromagnetic waves such as light are used. Therefore, the tomographic apparatus according to the present invention is not limited to the X-ray tomographic apparatus, but may be applied to a tomographic apparatus that performs tomographic imaging using electromagnetic waves that are transparent to the subject M other than X-rays. Applicable.
【００９２】[0092]
【発明の効果】以上の説明からも明らかなように、請求
項１に記載の断層撮影装置によれば、画像処理部は、面
検出器における、走査中心軸方向に対応する方向に直交
する画素行ごとの投影データに対して、その画素行が投
影される走査中心軸上の場所に応じたローパスフィルタ
リングを行なうので、被検体の関心領域のほぼ中心に位
置し、かつ、走査中心軸に直交する中心面から、その走
査中心軸方向に離れた部位ほど大きく現れる偽像を、そ
の程度に応じて適切にローパスフィルタリングして低減
でき、走査中心軸方向に離れた部位における再構成偽像
を低減できる。As is apparent from the above description, according to the tomography apparatus of the first aspect, the image processing section includes a pixel in the plane detector which is orthogonal to the direction corresponding to the scanning center axis direction. Since the low-pass filtering is performed on the projection data for each row according to the location on the scanning center axis where the pixel row is projected, it is located substantially at the center of the region of interest of the subject and is orthogonal to the scanning center axis. From the center plane, the false image that appears larger in the part that is more distant in the scanning center axis direction can be appropriately reduced by low-pass filtering according to the degree, and the reconstructed false image in the part that is more distant in the scanning center axis direction can be reduced. it can.
【００９３】また、請求項２に記載の発明によれば、画
像処理部は、照射源のビーム中心を走査中心軸に直交す
るように照射した照射基準線から離れた面検出器の画素
行の投影データほど、通過周波数が低くなるローパスフ
ィルタリングをかけるので、被検体の関心領域のほぼ中
心に位置し、かつ、走査中心軸に直交する中心面から、
その走査中心軸方向に離れた部位ほど大きく現れる偽像
が、その程度に応じて適切にローパスフィルタリングさ
れて低減され、走査中心軸方向に離れた部位における再
構成偽像が低減される。According to the second aspect of the present invention, the image processing unit is configured to control a pixel row of a plane detector of a plane detector separated from an irradiation reference line irradiated so that a beam center of an irradiation source is orthogonal to a scanning center axis. Since the lower the pass frequency, the lower the pass frequency is applied to the projection data, the projection data is located substantially at the center of the region of interest of the subject, and from the center plane orthogonal to the scanning center axis,
A false image that appears larger in a portion farther in the scanning center axis direction is appropriately low-pass filtered and reduced according to the degree thereof, and a reconstructed false image in a portion farther in the scanning center axis direction is reduced.
【００９４】また、請求項３に記載の断層撮影装置によ
れば、画像処理部は、照射源のビーム中心を走査中心軸
に直交するように照射した照射基準線と、面検出器の画
素行と照射源とを結ぶ投影線とからなる開き角度をαと
し、その画素行の投影データに対して、ｓｉｎ（α）に
比例するぼかしとしてのローパスフィルタリングを行な
うので、被検体の関心領域のほぼ中心に位置し、かつ、
走査中心軸に直交する中心面から、その走査中心軸方向
に離れた部位ほど大きく現れる偽像を、その程度に応じ
て適切にローパスフィルタリングして低減でき、走査中
心軸方向に離れた部位における再構成偽像を低減でき
る。Further, according to the tomography apparatus of the third aspect, the image processing section comprises: an irradiation reference line for irradiating the beam center of the irradiation source so as to be orthogonal to the scanning center axis; Α is an opening angle formed by a projection line connecting the irradiation source and the irradiation source, and low-pass filtering is performed on the projection data of the pixel row as a blur proportional to sin (α). Centrally located, and
A false image that appears larger in a portion away from the center plane perpendicular to the scanning center axis in the direction of the scanning center axis can be appropriately reduced with a low-pass filter according to the degree thereof, and can be reduced in a portion separated in the scanning center axis direction. Constitutional false images can be reduced.
【００９５】また、請求項４に記載の発明によれば、面
検出器はフラットパネル型検出器とし、このフラットパ
ネル型検出器のゲート線の配列方向を走査中心軸方向に
対応するように配置し、画像処理部は、走査中心軸方向
に対応する所定数画素行における各ゲートを同時にオン
することでローパスフィルタリングを行なうので、被検
体の関心領域のほぼ中心に位置し、かつ、走査中心軸に
直交する中心面から、その走査中心軸方向に離れた部位
ほど大きく現れる偽像が、その程度に応じて適切にロー
パスフィルタリングされて低減され、走査中心軸方向に
離れた部位における再構成偽像が低減される。According to the fourth aspect of the present invention, the surface detector is a flat panel detector, and the flat panel detector is arranged such that the arrangement direction of the gate lines corresponds to the scanning center axis direction. Since the image processing unit performs low-pass filtering by simultaneously turning on each gate in a predetermined number of pixel rows corresponding to the scanning center axis direction, the image processing unit is located substantially at the center of the region of interest of the subject, and A false image that appears larger in a portion away from the central plane in the scanning center axis direction is appropriately low-pass filtered and reduced according to the degree thereof, and a reconstructed false image in a portion separated in the scanning center axis direction is reduced. Is reduced.
【００９６】また、請求項５に記載の断層撮影装置によ
れば、照射源と面検出器のいずれか一方を走査中心軸に
直交する第１方向に直線移動させるのと同期して、他方
を前記第１方向とは反対方向である第２方向に平行直線
移動させるので、照射源と面検出器とを被検体を挟んで
平行直線走査して、被検体の関心領域の３次元ボリュー
ムデータを生成する画像再構成を行なう非ＣＴタイプの
断層撮影装置の場合においても、開き角度に応じた部位
における再構成偽像を低減できる。According to the tomography apparatus of the present invention, one of the irradiation source and the plane detector is moved linearly in the first direction orthogonal to the scanning center axis, and the other is moved in synchronization with the linear movement. Since the irradiation source and the plane detector are moved in parallel and linearly across the subject, the three-dimensional volume data of the region of interest of the subject is obtained by moving the irradiation source and the plane detector in parallel in a second direction that is opposite to the first direction. Even in the case of a non-CT type tomography apparatus that performs image reconstruction to be generated, it is possible to reduce a reconstructed false image in a portion corresponding to the opening angle.
【００９７】また、請求項６に記載の断層撮影装置によ
れば、被検体の周りの円周軌道上に被検体を挟んで２つ
の円弧軌道を対向させるとともに、両円弧の中心点同士
を結ぶ直線が前記走査中心軸となるように設定し、両円
弧軌道のいずれか一方の円弧軌道上に前記照射源を移動
させるのと同期して、他方の円弧軌道上に面検出器を照
射源との間隔が一定になるように移動させるので、被検
体を挟んで照射源と面検出器とを個別に円弧走査して、
被検体の関心領域の３次元ボリュームデータを生成する
画像再構成を行なう非ＣＴタイプの断層撮影装置の場合
においても、開き角度に応じた部位における再構成偽像
を低減できる。According to the tomographic imaging apparatus of the sixth aspect, the two arc trajectories are opposed to each other on the circumferential trajectory around the subject, and the center points of both arcs are connected. The straight line is set to be the scanning center axis, and in synchronization with moving the irradiation source on one of the two circular orbits, the surface detector and the irradiation source are moved on the other circular orbit. Are moved so that the distance between them becomes constant, so that the irradiation source and the surface detector are individually circularly scanned across the subject,
Even in the case of a non-CT type tomography apparatus that performs image reconstruction for generating three-dimensional volume data of a region of interest of a subject, a reconstructed false image at a site corresponding to the opening angle can be reduced.
【００９８】また、請求項７に記載の断層撮影装置によ
れば、被検体を挟んで対向して平行配置される、走査中
心軸に直交する両平行面のいずれか一方の平行面内で照
射源を回転移動させるのと同期して、他方の平行面内で
照射源の回転方向とは反対方向に面検出器を回転移動さ
せるので、照射源と面検出器とを個別に被検体を挟む両
平行面の各平行面内で回転走査して、被検体の関心領域
の３次元ボリュームデータを生成する画像再構成を行な
う非ＣＴタイプの断層撮影装置の場合においても、開き
角度に応じた部位における再構成偽像を低減できる。According to the tomography apparatus of the seventh aspect, the irradiation is performed in one of the two parallel planes which are arranged in parallel to face each other across the subject and are orthogonal to the scanning center axis. In synchronization with the rotational movement of the source, the surface detector is rotated in the direction opposite to the rotation direction of the irradiation source in the other parallel plane, so that the irradiation source and the surface detector are individually sandwiched by the subject. Even in the case of a non-CT type tomography apparatus that performs image reconstruction to generate three-dimensional volume data of a region of interest of a subject by rotating and scanning in each of the two parallel planes, Can be reduced.
【００９９】また、請求項８に記載の発明によれば、画
像処理部は、照射源に近い走査中心軸上の場所ほど通過
周波数が低くなるローパスフィルタリングとしているの
で、照射源と面検出器とを被検体を挟んで平行直線走査
あるいは円弧走査して、被検体の関心領域の３次元ボリ
ュームデータを生成する画像再構成を行なう、いわゆ
る、非ＣＴタイプ（照射源と面検出器とを被検体の体軸
周りに半回転以上させない）の断層撮影装置の場合に現
れる偽像が、適切にローパスフィルタリングされて低減
され、開き角度に応じた部位における再構成偽像が低減
される。According to the eighth aspect of the present invention, the image processing unit performs low-pass filtering in which the pass frequency becomes lower as the position on the scanning center axis is closer to the irradiation source. Is a non-CT type (irradiation source and surface detector are connected to the object) by performing a parallel linear scan or an arc scan across the object to perform image reconstruction to generate three-dimensional volume data of the region of interest of the object. The false image appearing in the case of the tomography apparatus (which is not rotated by more than half a rotation around the body axis) is appropriately low-pass filtered and reduced, and the reconstructed false image at a portion corresponding to the opening angle is reduced.
【０１００】また、請求項９に記載の発明によれば、画
像処理部は、平行面と面検出器の各画素行とのなす角を
αとし、面検出器の各画素行の投影データに対して、α
が小さいほど通過周波数が低くなるローパスフィルタリ
ングをかけるので、照射源と面検出器とを被検体を挟ん
で回転走査して、被検体の関心領域の３次元ボリューム
データを生成する画像再構成を行なう、いわゆる、非Ｃ
Ｔタイプ（照射源と面検出器とを被検体の体軸周りに半
回転以上させない）の断層撮影装置の場合に現れる偽像
が、適切にローパスフィルタリングされて低減され、開
き角度に応じた部位における再構成偽像が低減される。According to the ninth aspect of the present invention, the image processing unit sets the angle between the parallel plane and each pixel row of the plane detector to α, and sets the angle between the parallel plane and the projection data of each pixel row of the plane detector. On the other hand, α
Is smaller, the lower the pass frequency is, the lower the pass frequency is, so that the irradiation source and the plane detector are rotationally scanned with the subject interposed therebetween to perform image reconstruction for generating three-dimensional volume data of the region of interest of the subject. So-called non-C
False images appearing in the case of a T-type tomographic apparatus of the T type (the irradiation source and the plane detector are not rotated more than half a rotation around the body axis of the subject) are appropriately low-pass filtered and reduced, and a portion corresponding to the opening angle is reduced. Are reduced.
【０１０１】また、請求項１０に記載の発明によれば、
画像処理部は、走査中心軸と照射源のビーム中心とのな
す角度を、走査中心軸と走査所定位置での照射源のビー
ム中心とのなす角度から求められた平均角度に一致させ
た状態における、第１方向と面検出器の各画素行とのな
す角をαとし、面検出器の各画素行の投影データに対し
て、ｓｉｎ（α）に比例するぼかしとしてのローパスフ
ィルタリングを行なうので、照射源と面検出器とを被検
体を挟んで平行直線走査して、被検体の関心領域の３次
元ボリュームデータを生成する画像再構成を行なう、い
わゆる、非ＣＴタイプ（照射源と面検出器とを被検体の
体軸周りに半回転以上させない）の断層撮影装置の場合
に現れる偽像が、適切にローパスフィルタリングされて
低減され、開き角度に応じた部位における再構成偽像が
低減される。According to the tenth aspect of the present invention,
The image processing unit is in a state where the angle formed between the scanning center axis and the beam center of the irradiation source matches the average angle determined from the angle formed between the scanning center axis and the beam center of the irradiation source at a predetermined scanning position. , The angle between the first direction and each pixel row of the surface detector is α, and low-pass filtering is performed on the projection data of each pixel row of the surface detector as a blur proportional to sin (α). A so-called non-CT type (irradiation source and surface detector) that performs an image reconstruction to generate a three-dimensional volume data of a region of interest of the object by scanning the irradiation source and the surface detector in parallel and straight lines across the object. Is not rotated more than half a rotation around the body axis of the subject), the false image appearing in the case of the tomography apparatus is appropriately low-pass-filtered and reduced, and the reconstructed false image in a portion corresponding to the opening angle is reduced. .
【０１０２】また、請求項１１に記載の発明によれば、
画像処理部は、走査中心軸と照射源のビーム中心とのな
す角度を、走査中心軸と走査所定位置での照射源のビー
ム中心とのなす角度から求められた平均角度に一致させ
た状態における、面検出器の各画素行とのなす角をαと
し、面検出器の各画素行の投影データに対して、ｓｉｎ
（α）に比例するぼかしとしてのローパスフィルタリン
グを行なうので、照射源と面検出器とを被検体を挟んで
円弧走査して、被検体の関心領域の３次元ボリュームデ
ータを生成する画像再構成を行なう、いわゆる、非ＣＴ
タイプ（照射源と面検出器とを被検体の体軸周りに半回
転以上させない）の断層撮影装置の場合に現れる偽像
が、適切にローパスフィルタリングされて低減され、開
き角度に応じた部位における再構成偽像が低減される。According to the eleventh aspect of the present invention,
The image processing unit is in a state where the angle formed between the scanning center axis and the beam center of the irradiation source matches the average angle determined from the angle formed between the scanning center axis and the beam center of the irradiation source at a predetermined scanning position. , The angle between each pixel row of the surface detector is α, and the projection data of each pixel row of the surface detector is sin
Since low-pass filtering is performed as a blur that is proportional to (α), an image reconstruction that generates a three-dimensional volume data of a region of interest of the object by scanning the irradiation source and the surface detector with an arc across the object is performed. Do so-called non-CT
A false image that appears in the case of a tomography apparatus of the type (the irradiation source and the plane detector are not rotated more than half a turn around the body axis of the subject) is appropriately low-pass filtered and reduced, and a false image at a site corresponding to the opening angle is reduced. Reconstructed artifacts are reduced.
【０１０３】また、請求項１２に記載の発明によれば、
画像処理部は、平行面と面検出器の各画素行とのなす角
をαとし、面検出器の各画素行の投影データに対して、
ｓｉｎ（α）に比例するぼかしとしてのローパスフィル
タリングを行なうので、照射源と面検出器とを被検体を
挟んで円形走査して、被検体の関心領域の３次元ボリュ
ームデータを生成する画像再構成を行なう、いわゆる、
非ＣＴタイプ（照射源と面検出器とを被検体の体軸周り
に半回転以上させない）の断層撮影装置の場合に現れる
偽像が、適切にローパスフィルタリングされて低減さ
れ、開き角度に応じた部位における再構成偽像が低減さ
れる。According to the twelfth aspect of the present invention,
The image processing unit sets an angle between the parallel plane and each pixel row of the plane detector to α, and for projection data of each pixel row of the plane detector,
Since low-pass filtering is performed as blurring in proportion to sin (α), image irradiation is performed by circularly scanning the irradiation source and the plane detector across the subject to generate three-dimensional volume data of a region of interest of the subject. So-called,
False images appearing in the case of a non-CT type tomographic apparatus (in which the irradiation source and the plane detector are not rotated more than half a turn around the body axis of the subject) are appropriately low-pass filtered and reduced, and the false image is reduced according to the opening angle. Reconstruction artifacts at the site are reduced.
【図１】この発明の実施例に係るＸ線ＣＴ装置のブロッ
ク図である。FIG. 1 is a block diagram of an X-ray CT apparatus according to an embodiment of the present invention.
【図２】（ａ）は実施例のＸ線ＣＴ装置におけるＸ線管
とフラットパネル型Ｘ線検出器との一走査形態を示す概
略平面図であり、（ｂ）は（ａ）の概略側面図である。FIG. 2A is a schematic plan view showing one scanning form of an X-ray tube and a flat panel X-ray detector in the X-ray CT apparatus of the embodiment, and FIG. 2B is a schematic side view of FIG. FIG.
【図３】フラットパネル型Ｘ線検出器の構成図である。FIG. 3 is a configuration diagram of a flat panel X-ray detector.
【図４】フラットパネル型Ｘ線検出器の概略構成を示す
斜視図である。FIG. 4 is a perspective view showing a schematic configuration of a flat panel X-ray detector.
【図５】（ａ）、（ｂ）はフラットパネル型Ｘ線検出器
の層構造を示す断面図である。FIGS. 5A and 5B are cross-sectional views illustrating a layer structure of a flat panel X-ray detector.
【図６】実施例の第１の重み付け処理部による余弦補正
を説明するための模式図である。FIG. 6 is a schematic diagram for explaining cosine correction by a first weighting processing unit of the embodiment.
【図７】実施例のコンボリューション部での一連の処理
を説明するための模式図である。FIG. 7 is a schematic diagram for explaining a series of processes in a convolution unit according to the embodiment.
【図８】（ａ）、（ｂ）は実施例の｜ω｜フィルタリン
グ部の各フィルタ関数を示す特性図である。FIGS. 8A and 8B are characteristic diagrams showing each filter function of the | ω | filtering unit of the embodiment.
【図９】（ａ）、（ｂ）は画素行ごとに、開き角度に応
じたローパスフィルタリングを施すことを説明するため
の模式図である。FIGS. 9A and 9B are schematic diagrams for explaining that low-pass filtering is performed for each pixel row according to an opening angle.
【図１０】（ａ）〜（ｃ）は画素行ごとに、開き角度に
応じたローパスフィルタリングを施すことを説明するた
めの模式図である。FIGS. 10A to 10C are schematic diagrams for explaining that low-pass filtering is performed for each pixel row according to an opening angle.
【図１１】コンボリューション処理後の投影データを仮
想の３次元格子群に逆投影処理することを説明するため
の模式図である。FIG. 11 is a schematic diagram for explaining backprojection processing of projection data after convolution processing onto a virtual three-dimensional lattice group.
【図１２】コンボリューション処理後の投影データを仮
想の３次元格子群に逆投影処理することを説明するため
の模式図である。FIG. 12 is a schematic diagram for explaining backprojection processing of projection data after convolution processing onto a virtual three-dimensional lattice group.
【図１３】（ａ）、（ｂ）は非ＣＴタイプのＸ線断層撮
影装置における撮影の様式図である。FIGS. 13 (a) and (b) are views showing the style of imaging in a non-CT type X-ray tomography apparatus.
【図１４】非ＣＴタイプのＸ線断層撮影装置における撮
影の様式図である。FIG. 14 is a diagram of a radiography style in a non-CT type X-ray tomography apparatus.
【図１５】（ａ）〜（ｃ）は照射基準線から離れたフラ
ットパネル型Ｘ線検出器の画素行ほど通過周波数が低く
なるローパスフィルタ特性を示す特性図である。FIGS. 15A to 15C are characteristic diagrams showing a low-pass filter characteristic in which the pass frequency decreases as the pixel row of the flat panel X-ray detector becomes farther from the irradiation reference line.
【符号の説明】 ３０ … 駆動部 ５１ … 画像処理部 ５４ … コンボリューション処理部 ５６ … 逆投影処理部 Ｄ … フラットパネル型Ｘ線検出器 Ｍ … 被検体 Ｒ … Ｘ線管[Description of Signs] 30... Drive section 51... Image processing section 54... Convolution processing section 56... Back projection processing section D...
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き Ｆターム(参考） 4C093 AA21 CA13 EB17 EB20 EC25 EC26 EC27 EC42 FE08 FE18 FE22 FF42 5B057 AA08 BA03 CA08 CA13 CA16 CB08 CB13 CB16 CE04 CE06 CH01 ──────────────────────────────────────────────────続 き Continued on the front page F term (reference) 4C093 AA21 CA13 EB17 EB20 EC25 EC26 EC27 EC42 FE08 FE18 FE22 FF42 5B057 AA08 BA03 CA08 CA13 CA16 CB08 CB13 CB16 CE04 CE06 CH01
Claims (12)
末広がりビーム形状にして被検体に照射する照射源と、
被検体を挟んで前記照射源に対向配置され、被検体を透
過した電磁波を検出する面検出器とを、被検体の関心領
域のほぼ中心に設定される走査中心軸周りに同期させて
同一平面内で回転走査する走査手段と、走査各位置で検
出された投影データに対して所定の画像処理を施す画像
処理部と、前記画像処理部で画像処理された投影データ
を、撮影された被検体の関心領域に仮想的に設定される
３次元格子群の所定の格子点に逆投影して、関心領域の
３次元ボリュームデータを生成する画像再構成を行なう
逆投影処理部とを備え、この３次元ボリュームデータか
ら任意の断層面の画像を取得する断層撮影装置におい
て、前記画像処理部は、前記面検出器における、走査中
心軸方向に対応する方向に直交する画素行ごとの投影デ
ータに対して、その画素行が投影される走査中心軸上の
場所に応じたローパスフィルタリングを行なうことを特
徴とする断層撮影装置。1. An irradiation source for irradiating an object with an electromagnetic wave having transparency to the object in a divergent beam shape,
A surface detector that is disposed opposite to the irradiation source with the subject interposed therebetween and that detects an electromagnetic wave transmitted through the subject; and a surface detector synchronized with a scanning center axis set substantially at the center of the region of interest of the subject in the same plane. Scanning means for rotating and scanning within, an image processing unit for performing predetermined image processing on projection data detected at each scanning position, and a projection object image-processed by the image processing unit, Back-projection processing unit for back-projecting onto a predetermined grid point of a three-dimensional grid group virtually set in the region of interest to generate three-dimensional volume data of the region of interest. In the tomography apparatus that acquires an image of an arbitrary tomographic plane from the dimensional volume data, the image processing unit performs, on the plane detector, projection data for each pixel row orthogonal to a direction corresponding to a scanning center axis direction. ,That Tomography apparatus characterized by performing low-pass filtering in accordance with the location on the scanning center axis behavior is projected.
て、前記画像処理部は、前記照射源のビーム中心を走査
中心軸に直交するように照射した照射基準線から離れた
前記面検出器の画素行の投影データほど、通過周波数が
低くなるローパスフィルタリングをかけることを特徴と
する断層撮影装置。2. The tomographic imaging apparatus according to claim 1, wherein the image processing unit is configured to detect a distance between a beam center of the irradiation source and an irradiation reference line perpendicular to a scanning center axis. A tomographic apparatus, wherein low-pass filtering is performed such that the pass frequency decreases as the projection data of a pixel row increases.
て、前記画像処理部は、前記照射源のビーム中心を走査
中心軸に直交するように照射した照射基準線と、前記面
検出器の画素行と前記照射源とを結ぶ投影線とからなる
開き角度をαとし、その画素行の投影データに対して、
ｓｉｎ（α）に比例するぼかしとしてのローパスフィル
タリングを行なうことを特徴とする断層撮影装置。3. The tomographic imaging apparatus according to claim 1, wherein the image processing unit is configured to irradiate a beam center of the irradiation source so as to be orthogonal to a scanning center axis, and a pixel of the surface detector. The open angle consisting of a row and a projection line connecting the irradiation source is α, and for the projection data of the pixel row,
A tomographic apparatus for performing low-pass filtering as a blur proportional to sin (α).
て、前記面検出器はフラットパネル型検出器とし、前記
フラットパネル型検出器のゲート線の配列方向を走査中
心軸方向に対応するように配置し、前記画像処理部は、
走査中心軸方向に対応する所定数画素行における各ゲー
トを同時にオンすることでローパスフィルタリングを行
なうことを特徴とする断層撮影装置。4. The tomography apparatus according to claim 1, wherein the plane detector is a flat panel detector, and the arrangement direction of the gate lines of the flat panel detector corresponds to the scanning center axis direction. Arranging the image processing unit,
A tomography apparatus characterized in that low-pass filtering is performed by simultaneously turning on each gate in a predetermined number of pixel rows corresponding to the scanning center axis direction.
影装置において、前記走査手段は、前記同一平面内回転
走査に替えて、前記照射源と前記面検出器のいずれか一
方を前記走査中心軸に直交する第１方向に直線移動させ
るのと同期して、他方を前記第１方向とは反対方向であ
る第２方向に平行直線移動させる直線走査を行なうこと
を特徴とする断層撮影装置。5. The tomography apparatus according to claim 1, wherein the scanning unit scans one of the irradiation source and the surface detector in place of the in-plane rotation scanning. A tomographic apparatus for performing linear scanning in which, in synchronization with linearly moving in a first direction orthogonal to the central axis, the other is linearly moved in parallel in a second direction opposite to the first direction; .
影装置において、前記走査手段は、前記同一平面内回転
走査に替えて、被検体の周りの円周軌道上に被検体を挟
んで２つの円弧軌道を対向させるとともに、両円弧の中
心点同士を結ぶ直線が前記走査中心軸となるように設定
し、両円弧軌道のいずれか一方の円弧軌道上に前記照射
源を移動させるのと同期して、他方の円弧軌道上に前記
面検出器を前記照射源との間隔が一定になるように移動
させる円弧走査を行なうことを特徴とする断層撮影装
置。6. The tomographic imaging apparatus according to claim 1, wherein the scanning unit sandwiches the subject on a circumferential trajectory around the subject instead of the in-plane rotational scanning. Two arc trajectories are opposed to each other, and a straight line connecting the center points of the two arcs is set to be the scanning center axis, and the irradiation source is moved on one of the two arc trajectories. A tomographic apparatus, which synchronously performs an arc scan in which the surface detector is moved on the other arc trajectory so that a distance from the irradiation source is constant.
影装置において、前記走査手段は、前記同一平面内回転
走査に替えて、被検体を挟んで対向して平行配置され
る、前記走査中心軸に直交する両平行面のいずれか一方
の平行面内で前記照射源を回転移動させるのと同期し
て、他方の平行面内で前記照射源の回転方向とは反対方
向に前記面検出器を回転移動させる円形走査を行なうこ
とを特徴とする断層撮影装置。7. The tomographic imaging apparatus according to claim 1, wherein the scanning unit is arranged in parallel to face each other across a subject instead of the in-plane rotational scanning. In synchronization with rotating the irradiation source in one of the two parallel planes orthogonal to the central axis, the surface detection is performed in the other parallel plane in a direction opposite to the rotation direction of the irradiation source. A tomographic apparatus for performing circular scanning for rotating a vessel.
影装置において、前記画像処理部は、前記照射源に近い
走査中心軸上の場所ほど通過周波数が低くなるローパス
フィルタリングとしていることを特徴とする断層撮影装
置。8. The tomography apparatus according to claim 5, wherein the image processing unit performs low-pass filtering in which a pass frequency becomes lower at a position on a scanning center axis closer to the irradiation source. Tomography device.
て、前記画像処理部は、前記平行面と前記面検出器の各
画素行とのなす角をαとし、前記面検出器の各画素行の
投影データに対して、αが小さいほど通過周波数が低く
なるローパスフィルタリングをかけることを特徴とする
断層撮影装置。9. The tomography apparatus according to claim 7, wherein the image processing unit sets an angle between the parallel plane and each pixel row of the plane detector to α, and sets each pixel row of the plane detector to α. A low-pass filtering operation that lowers the pass frequency as α decreases with respect to the projection data.
て、前記画像処理部は、前記走査中心軸と前記照射源の
ビーム中心とのなす角度を、前記走査中心軸と走査所定
位置での前記照射源のビーム中心とのなす角度から求め
られた平均角度に一致させた状態における、第１方向と
前記面検出器の各画素行とのなす角をαとし、前記面検
出器の各画素行の投影データに対して、ｓｉｎ（α）に
比例するぼかしとしてのローパスフィルタリングを行な
うことを特徴とする断層撮影装置。10. The tomography apparatus according to claim 5, wherein the image processing unit sets an angle between the scanning center axis and a beam center of the irradiation source at the scanning center axis and a predetermined scanning position. An angle between the first direction and each pixel row of the surface detector in a state in which the average angle is determined from an angle between the beam center of the irradiation source and each pixel row of the surface detector is α. A low-pass filtering as a blur proportional to sin (α) is performed on the projection data.
て、前記画像処理部は、前記走査中心軸と前記照射源の
ビーム中心とのなす角度を、前記走査中心軸と走査所定
位置での前記照射源のビーム中心とのなす角度から求め
られた平均角度に一致させた状態における、前記面検出
器の各画素行とのなす角をαとし、前記面検出器の各画
素行の投影データに対して、ｓｉｎ（α）に比例するぼ
かしとしてのローパスフィルタリングを行なうことを特
徴とする断層撮影装置。11. The tomography apparatus according to claim 6, wherein the image processing unit sets an angle between the scanning center axis and a beam center of the irradiation source at the scanning center axis and a predetermined scanning position. In the state where the average angle determined from the angle formed by the beam center of the irradiation source and the angle formed with each pixel row of the surface detector is α, projection data of each pixel row of the surface detector is defined as α. On the other hand, a tomographic apparatus characterized by performing low-pass filtering as a blur proportional to sin (α).
て、前記画像処理部は、前記平行面と前記面検出器の各
画素行とのなす角をαとし、前記面検出器の各画素行の
投影データに対して、ｓｉｎ（α）に比例するぼかしと
してのローパスフィルタリングを行なうことを特徴とす
る断層撮影装置。12. The tomography apparatus according to claim 7, wherein the image processing unit sets an angle between the parallel plane and each pixel row of the plane detector to α, and sets each pixel row of the plane detector to α. A low-pass filtering as a blur proportional to sin (α) is performed on the projection data.
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- 2002-02-20 JP JP2002042956A patent/JP4078846B2/en not_active Expired - Lifetime
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